CN102481194A - 具有主缩肌-拮抗肌激励的动力人造膝 - Google Patents

Abstract

一种膝假体，其包括由相互平行的两个串联弹性致动器所组成的主缩肌—拮抗肌装置，包含膝关节、与腿构件平行地连接到关节的弯曲和伸展致动器以及控制器，该控制器用于独立地为致动器供能，以控制膝关节和腿的运动。弯曲致动器包括弯曲马达和弯曲弹性元件的串联组合，伸展致动器包括伸展马达和伸展弹性元件的串联组合。传感器为控制器提供反馈。弯曲致动器和伸展致动器可以是单向的，且弯曲和伸展弹性元件是串联弹簧。伸展致动器或者可以是双向的，且伸展弹性元件是预压缩的串联弹簧组。可选择地，弯曲弹性元件可以是非线性软化弹簧，伸展弹性元件可以是非线性硬化弹簧。

Description

具有主缩肌-拮抗肌激励的动力人造膝

相关申请

本申请要求2010年1月30日申请的第61/148,545号美国临时申请的优先权，其全部内容在此合并引入作为参考。

本申请是同时待决的2009年10月29日申请的第12/608,627号美国专利申请的部分继续申请，第12/608,627号申请是2006年12月19日申请的第11/642,993号美国专利申请的继续申请，第11/642,993号申请目前已被放弃，其要求2005年12月19日申请的第60/751,680号目前已期满的美国临时专利申请的优先权，并且，它是下面列出的第11/395,448、11/495,140和11/600,291号以及第11/499,853号(现美国专利号为7,313,463)的美国专利申请的部分继续申请，第11/499,853号申请要求2005年8月4日申请的第60/705,651号美国临时专利申请的申请日的优先权，并且是下面列出的第11/395,448号美国专利申请的部分继续申请，其全部内容在此合并引入作为参考。

本申请也是Hugh M.Herr、Daniel Joseph Paluska和Peter Dilworth于2006年3月31日申请的第11/395,448号、题名为“使用致动器、弹簧和可变阻尼元件的人造肢体和关节”的美国专利申请的部分继续申请。序列号为11/395,448的美国专利申请要求2005年3月31日申请的第60/666,876号美国专利申请的申请日的优先权，以及2005年8月1日申请的第60/704,517号美国专利申请的申请日的优先权。

本申请还是Hugh M.Herr、Samuel K.Au、Peter Dilworth和DanielJoseph Paluska于2006年7月29日申请的第11/495,140号、题名为“具有弹簧、可变阻尼和串联弹性致动器组件的人造踝—足系统”的美国专利申请的部分继续申请。第11/495,140号美国专利申请要求2005年8月1日申请的第60/704,517号美国专利申请的申请日的优先权，并且也是第11/395,448号美国专利申请的部分继续申请。

本申请还是Hugh M.Herr、Conor Walsh、Daniel Joseph Paluska、AndrewValiente、Kenneth Pasch和William Grand于2006年11月15日申请的第11/600,291号、题名为“用于跑和走的外骨骼”的美国专利申请的部分继续申请。第11/600,291号美国专利申请要求2005年11月15日申请的第60/736,929号美国临时专利申请的申请日的优先权，并且是第11/395,448、11/499,853和11/495,140号美国专利申请的部分继续申请。

本申请要求前述每件专利申请的申请日的优先权，并在此将每件前述申请的内容合并引入作为参考。

关于联合研究或开发的声明

本发明基于由美国退役军人管理局授予的编号为VA241-P-0026的美国政府资助而完成。政府在本发明中具有某些权利。

技术领域

本发明涉及用于假体、外骨骼、矫正或机器人装置中的人造关节和肢体，特别地，涉及动力人造膝关节。

背景技术

大多数商品化的下肢假体和矫形器是被动的，并且不能提供主动机械能，以在步态周期中复制关节生物力学。动力膝系统设计的现存方法主要集中在利用单马达传动系统直接与关节耦接。然而，为了甚至在平地步行期间完全模拟生物膝关节的机械特性，这种直接驱动设计需要高电能消耗。缺乏能量节约的一个原因在于对腿的被动动力以及腱类结构的弹性能量存储和恢复利用不充分。

用于膝上截肢者的膝假体可以被分为三个主要类型：被动型、可变阻尼型和动力型。被动型膝假体不需要为它们的操作提供能量，并且通常比可变阻尼型假体对环境干扰的适应能力要差。可变阻尼型膝确实需要能量源，但仅能调整阻尼水平，而动力型膝假体能够起到非守恒的主动膝的作用。

可变阻尼型膝在机械被动设计方面提供了很多优势，包括增强膝对于不同步行速度的稳定性和适应性。虽然可变阻尼型膝在纯被动膝结构方面提供了一些优势，但是，它们却不能产生主动机械能，并因此不能复制人类膝关节的主动工作阶段，例如站—坐动作、平地行走以及楼梯/斜坡上升行走。这并不奇怪，经股截肢者在使用可变阻尼型膝技术时会遇到临床问题，例如，不对称的步态型、缓慢的步速，以及相比于非截肢者而言需要更高的代谢能量。

发明内容

当前设计动力型假体、矫形器、外骨骼和机器人腿部系统的方法主要集中在利用单马达传动系统直接与关节耦接。这样的直接驱动设计需要高电能消耗，以完全模拟人腿的机械特性。这里提出的仿生膝利用被动动力学，并利用腱类结构的弹性能量存储和恢复，以使所需电能最小化。膝能够在平地行走时以板载电源所提供的低电能消耗复制类似人膝力学。

一方面，本发明提出一种膝假体，其包括由相互平行的两个串联弹性致动器构成的主缩肌(主动肌)—拮抗肌装置。假体膝的设计由包括两个串联弹性离合器机构和一个可变阻尼器的可变阻抗假体膝模型所诱发。人的步态数据被用于限制模型的关节进行生物学的运动。接着利用使一定时间内模型膝关节力矩和生物学上的膝数值之间的方差总和最小化的优化方案来获得模型参数。然后，优化后的数值被用于指定主缩肌—拮抗肌膝假体的机械设计和有限态控制设计。已经研究出两个优选实施例。

由于其结构，根据本发明的膝能够被控制为在步态周期的站立阶段表现为主缩肌—拮抗肌、串联弹性离合器元件，在摆动阶段表现为可变阻尼器，从而形成平地行走时的耗能节约型人造膝装置。膝的实施例被完全机动化为感测串联弹性力，因此，对于需要耗能更多的任务，例如楼梯和斜坡上升步态以及从坐姿站起，膝关节力矩能够直接被控制。因此，膝的结构被设计为适应非守恒的、高机械能运动，同时仍然提供高度经济的平地步行模式。

一方面，本发明公开的动力膝假体包括：膝关节，其是可旋转的，并且能够与人造腿构件耦接；串联弹性弯曲致动器，其与腿构件平行地连接到膝关节，用于施加力以引起膝关节的旋转，从而导致腿构件的弯曲；串联弹性伸展致动器，其与腿构件平行地连接至膝关节，位于腿构件的与弯曲致动器相反的一侧，用于施加力以引起膝关节的旋转，从而导致腿构件的伸展；以及控制器，用于在不同的时间独立地为弯曲马达和伸展马达供能，以控制膝关节和耦接的腿构件的运动。弯曲致动器包括弯曲马达和弯曲弹性元件的串联组合，伸展致动器包括伸展马达和伸展弹性元件的串联组合。在一个优选实施例中，利用至少一个传感器为控制器提供反馈。优选地，传感器包括、但不限于能够感测或响应膝关节的角位移和加速度、膝关节的力矩、弯曲弹性元件的压缩、伸展弹性元件的压缩、弯曲马达的转动、伸展马达的转动和/或接触步行表面的传感器。

在一个优选实施例中，弯曲致动器和伸展致动器是单向的，弯曲弹性元件和伸展弹性元件是串联弹簧。在另一优选实施例中，弯曲致动器是单向的，伸展致动器是双向的，弯曲弹性元件是串联弹簧，伸展弹性元件是预压缩的串联弹簧组。在另一优选实施例中，特别适于可变速度行走，弯曲弹性元件是非线性软化弹簧，伸展弹性元件是非线性硬化弹簧。

附图说明

当结合附图来考虑时，本发明的其他方面、优势和新颖性特征从下面的本发明详述中变得更加显而易见，其中：

图1A和1B以图解法描绘了平地行走中代表性的膝生物力学，图1A描绘的是具有未受损伤的膝关节的研究参与者在以自选速度平地行走时相对于步态周期百分数所绘制的膝角度、力矩和能量曲线，图1B是膝力矩相对于膝的角坐标的图表，示出了五个步态阶段；

图2A是根据本发明的一个方面的可变阻抗假体膝模型的典型实施例；

图2B描绘了从图2A的模型中得到的优化结果，是针对图1A-B中的生物学力矩数据描绘的；

图3是根据本发明的一个方面、动力型主缩肌—拮抗肌膝的简化机械结构示意图；

图4A-C分别是根据本发明的主动膝假体的典型实施例的机械结构设计的示意性侧视图、矢状面剖视图和后视图；

图5是图4A-C的主动膝假体的典型实施例的主要组件的分解图；

图6是图4A-C的主动膝假体的典型实施例的主要组件的另一分解图；

图7A是根据本发明的一方面、用于在平地行走时复制图1A-B中所示的未受损伤的膝的行为的有限态控制器的示意图；

图7B以图解法描绘了在截肢者平地行走时用于图7A中的控制器的膝有限态控制转变；

图8A-E描绘了根据本发明的一方面、从动力假体以自选速度平地行走期间的初步的步态估计中获得的结果；

图9A-C分别是根据本发明的主动膝假体的另一典型实施例的机械机构设计的示意性侧视图、矢状面剖视图和后视图；

图10是图9A-C的主动膝假体的典型实施例的主要组件的分解图；

图11A是针对根据本发明的主动膝的串联弹性元件的力相对于位移的变化而进行的最优化非线性多项式拟合的结果绘图；

图11B描绘了根据本发明的一个方面、用于可变速度行走的可变阻抗型假体膝模型的典型实施例；以及

图11C-E以图解法描绘了在三个不同的步行速度下利用图11B中的模型与生物学膝力矩数据相比较的假体膝模型输出力矩。

具体实施方式

根据本发明，可变阻尼型膝假体具有两个串联弹性致动器，它们在主缩肌—拮抗肌装置(配置)中平行地排列。假体膝模型包括可变阻尼器和横跨膝关节的两个串联弹性离合器单元。可变阻尼控制设计在稳态平地行走时产生类似人膝的机械结构。由于假体的可变阻尼特性，其在行走时所需的电能是适中的，其考虑到了耗能节约型动力膝。在一种应用中，根据本发明的可变阻抗膝假体有利地被用作非系缚型(非限制型)生物学机器人腿的一部分。

正如此处所使用的，以下术语特别包括，但不限于：

如下面所定义的，“致动器”指的是一种类型的马达。

“主缩肌”指的是被另一元件、拮抗肌抵制或对抗的收缩元件。

“主缩肌—拮抗肌致动器”指的是一种机构，其包括(至少)两个彼此相反地运行的致动器：当主缩肌致动器被激励时，将两个元件吸引在一起；当拮抗肌致动器被激励时，迫使两个元件分离。

“拮抗肌”指的是被另一元件、主缩肌抵制或对抗的扩张元件。

“仿生”指的是模仿生理结构或机构、例如关节或肢体的性能和行为的人造结构或机构。

“背屈”指的是使踝关节弯曲以使脚的末端向上运动。

“弹性”指的是在伸展或压缩变形后能够恢复原始形状。

“伸展”指的是围绕肢体内关节的弯曲运动，能够使关节处肢体的骨骼之间的角度增加。

“弯曲”指的是围绕肢体内关节的弯曲运动，能够使关节处肢体的骨骼之间的角度减小。

“马达”指的是通过将供能转化为机械能来产生或赋予运动的激励元件，包括电的、气动的或液压的马达和致动器。

“跖曲”指的是使踝关节弯曲以使脚的末端向下运动。

“弹簧”指的是弹性装置，例如金属线圈或叶片结构，其在被压缩或拉伸后能够恢复其原始形状。

平地行走中的人膝生物力学。图1A和1B以图解法描绘了平地行走中代表性的人膝生物力学。在图1A中，描绘了一男性研究参与者(体重＝81.9kg)在以自选速度(1.31m/sec)平地行走时膝的角度、力矩和能量相对于步态周期百分数的曲线。画出的是在一标准差(虚线)附近的平均值(实线；N＝10步态试验)。在图1B中，相对于膝的角坐标画出的膝力矩表示了步态的五个相位。主要步态事件将五个相位分开，它们是：脚跟着地(HS)105、最大站立姿势弯曲(MSF)110、最大站立姿势伸展(MSE)115、脚趾离地(TO)120和最大摆动弯曲(MWF)125。

如图1A和1B中所示，五个不同的阶段或步态相位已被用于描述在平地行走中的膝生物力学。这些步态相位描述如下：

(1)在脚跟着地(HS)105处开始，站立姿势的膝开始轻微弯曲(～15度)。该站立姿势弯曲相位130容许对碰撞的缓冲。在该相位，膝盖能够被模型化为一个弹簧(线性力矩相对于角度斜面；参看图1B)，其存储能量，为站立姿势伸展相位135做准备。

(2)到达最大站立姿势弯曲(MSF)110后，膝关节开始伸展(15％步态周期)，直到达到最大站立姿势伸展(MSE)115(42％步态周期)。该膝伸展阶段被称为站立姿势伸展相位135。在站立姿势伸展135期间，膝起到一弹簧的作用(线性力矩相对于角度斜率；参看图1B)，其具有与站立姿势弯曲130类似的刚度。这里，刚度不是实际的关节刚度，而是准静态的刚度，定义为力矩相对于角度的曲线的斜率。

(3)在后期站立姿势或预摆动140(从42％到62％步态周期)期间，支撑腿的膝盖开始其快速弯曲阶段，为摆动弯曲相位145做准备。在预摆动140期间，当膝盖开始弯曲准备脚趾离地120时，膝起到一弹簧的作用(线性力矩相对于角度斜率；参看图1B)，但具有相对于站立姿势弯曲130和伸展135时更低的刚度。

(4)随着髋关节弯曲，腿离开地面，膝盖继续弯曲。在脚趾离地120时，步态的摆动弯曲相位145开始。在整个该阶段(从62％到73％步态周期)，由于膝的力矩阻止膝的转动速率(参看图1A)，膝的能量通常是负的。因此，在摆动弯曲145期间，膝盖能够被模型化为一可变阻尼器。

(5)在摆动弯曲145期间到达最大弯曲角度(～60度)后，膝盖开始向前伸展。在摆动伸展150期间(从73％到100％步态周期)，膝盖的能量通常是负的，以降低摆动中的腿的速度，为下一个站立姿势阶段做准备。因此，由于存在摆动弯曲145，处于摆动伸展150期间的膝盖能够被模型化为一可变阻尼器。当膝盖达到完全伸展时，脚再一次地置于地面上，下一个步行周期开始。

半被动假体膝模型及其优化。给定所描述的膝生物力学，对于可变阻抗膝假体的需求是清楚存在的，它能够使阻尼和刚度均发生变化，从而在稳态平地步行中产生类似人膝的生物力学。这种假体的一个例子是图2A中所示的典型的膝模型，包括两个对抗的单一关节的串联弹性离合器205、210(用于模仿站立姿势相位的膝力学)和一可变阻尼元件215(用于模仿摆动相位力学)。在该模型中，串联弹簧220、225中的每一个都能通过激励其各自的离合器205、225被接合，或者通过打开该离合器而脱离接合。正如模型所限定的，每个离合器在每个步态周期中仅能接合一次。此外，一旦离合器被接合，它仅在串联弹簧被释放出它所有的能量、并且施加在离合器上的力为零时被脱离接合。

该串联弹性离合器模型参数可以改变，从而与膝关节的生物力学特性相匹配。模型参数是：与伸展和弯曲弹簧刚度相对应的两个弹簧常数(k_E，k_F)，以及相应的膝伸展和弯曲角度(θ_E和θ_F)，在该角度，伸展和弯曲弹簧在站立姿势时被接合。按照惯例，伸肌弹簧倾向于在接合时使膝关节伸展，而屈肌弹簧倾向于使膝盖弯曲。利用使一定时间内模型膝关节力矩和膝的生物学数据之间的方差总和最小化的最优化方案，使膝模型适合于生物力学数据。更特别地，用于最优化的价值函数为

$E_{\cos t}(k_F,k_E,{\mathrm{\θ}}_E,{\mathrm{\θ}}_F)=\underset{i=1}{\overset{100}{\mathrm{\Σ}}}{\left(\frac{{{\mathrm{\τ}}^i}_{\mathrm{bio}}-{{\mathrm{\τ}}^i}_{\mathrm{sim}}}{{{\mathrm{\τ}}^{\max }}_{\mathrm{bio}}}\right)}^2---\left(1\right)$

其中，τⁱ _bio和τⁱ _sim分别是在步态周期的百分之i时从生物学力矩数据和膝模型得到的施加在膝关节附近的角力矩，τ^max _bio是步态周期内关节处的最大生物学力矩。价值函数(1)在伸肌弹簧总是在脚跟着地(θ_E＝0)时接合的约束条件下被最小化。该约束条件被用于在脚跟着地时限制膝的屈服，以进行截肢者的安全测量。

为价值函数(1)确定期望的总体最小值，首先利用遗传算法找到包含总体最小值的区域，接下来利用非约束梯度优化器来确定该总体最小值的实际数值。通过改变串联弹性离合器元件的参数来使价值函数(1)最优化之后，模型的可变阻尼器被使用，以达到在串联弹性组件不能吸收足够的负的机械能的区域内，假体膝模型和生物学力矩数值之间的完全一致。利用来自一位体重81.9kg、身高1.87m、以1.31m/s的速度行走的健康受试者的十次行走试验的动力学的和运动学的数据进行逆动力学计算，获得生物学膝力矩数值。

图2B示出了来自图2A的模型的最优化结果，其相对于来自图1A-B的生物学力矩数据画出。如图2B所示，上侧图245，膝模型的优化后净力矩输出250与未受损伤的人膝关节的力矩曲线相比较，示出了均值255和一个标准差260、265(N＝10步态试验)。从图1A-B中采集的生物学数据来自以自选速度(行走速度＝1.31m/sec)行走的具有未受损伤的肢体的研究参与者(重量＝81.9kg)。下侧图270中示出的是来自串联弹性离合器元件的伸展弹簧275和弯曲弹簧280、以及来自可变阻尼器285的力矩贡献。优化器提供的伸展弹簧刚度等于k_E＝160N.m/rad，弯曲弹簧刚度等于137N.m/rad，弯曲弹簧的膝接合角度等于0.27弧度(15.46度)。

模型的力矩输出与实验数据完全一致。在最优化过程的约束下，伸展弹簧在脚跟着地时接合，在站立姿势膝弯曲的开始存储能量。当膝盖开始伸展时，弯曲弹簧接合，随着伸展弹簧释放其能量，弯曲弹簧存储能量。在摆动相位期间，模型的可变阻尼器与负能量区域内的生物学力矩数据完全匹配。在摆动相位的中期和末期，生物学数据中的能量是正的，阻尼器在这些步态区域输出零力矩。

根据本发明的一个方面，主缩肌—拮抗肌膝的简化机械示意图在图3中示出。如图3中所示，主缩肌—拮抗肌主动膝假体300包括两个单向的串联弹性致动器：串联弹性伸展致动器305和串联弹性弯曲致动器310。膝假体300的每个单向致动器305、310包括通过传动装置335、340连接的马达315、320和串联弹簧325、330。伸展和弯曲马达315、320能够被独立地用于控制每个串联弹簧325、330被接合时膝盖的角度。位于大腿350和小腿355之间的膝关节345与一线性托架耦接，其可通过一缆绳驱动传动装置自由地沿装置的长度方向运动。该托架能够通过伸展和弯曲弹簧325、330在每一侧啮合，它们中的每一个由电动马达驱动的滚珠丝杠定位。在一个优选实施例中，两个单向串联弹性致动器305、310的特征在于，其传动装置335、340包括耦接至滚珠丝杠(Nook industries，10×3mm)的2∶1皮带传动。

图2A中典型膝模型的原理已经在两个典型的优选实体的实施例中体现。在图4A-C所示的一个优选实施例中，主缩肌—拮抗肌主动膝假体包括两个单向串联弹性致动器。图5和6是图4A-C中主动膝假体的典型实施例的主要组件的分解图。

如图4A-C、5和6所示，单向致动器是伸展致动器402和弯曲致动器404。膝假体的伸展致动器402包括通过传动装置连接的伸展马达406和串联弹簧408。伸展致动器邻近膝关节410。伸展传动装置包括耦接至精密滚珠丝杠416驱动器的同步(正时)滑轮412和皮带414驱动系统。假体膝的弯曲致动器404包括通过传动装置连接的弯曲马达418和串联弹簧420。伸展传动装置包括耦接至精密滚珠丝杠426驱动器的同步滑轮422和皮带424驱动系统。伸展致动器402和弯曲致动器404能够被独立地用于控制每个串联弹簧408、420被接合时的膝关节410的角度。

串联弹性伸展致动器402的机动元件(伸展电动马达406)可以是有刷直流马达(例如Maxon的RE40马达)或者无刷直流马达(例如Maxon的EC-powermax 30)。伸展马达直接驱动同步滑轮-皮带驱动器机构412、414。该机构具有1∶2的传动比。同步滑轮-皮带驱动器机构412、414激励滚珠丝杠416(例如Nook industries，10×3mm)的转动。当伸展致动器402的滚珠丝杠416转动时，耦合的滚珠螺帽外壳428发生线性移位。滚珠螺帽外壳428被直接地连接到伸展串联弹簧箱体430。伸展串联弹簧箱体430牢固地将伸展弹簧408容纳在其中。因此，当耦合的滚珠螺帽外壳428线性移位时，伸展串联弹簧箱体能够产生线性移位。由于包含在滚珠螺帽外壳内的线性压力，滚珠螺帽外壳沿两条线性精密钢导轨432以最小的摩擦力运动。两条精密导轨432的每一条都连接到相应的主膝盖框架434的内侧壁。

串联弹性弯曲致动器404机动元件(弯曲电动马达418)可以是有刷直流马达(例如Maxon的RE40、RE30马达)或者无刷直流马达(例如Maxon的EC-powermax 30或22)。伸展马达直接驱动同步滑轮-皮带驱动器机构422、424。该机构具有1∶2的传动比。滑轮-皮带驱动器机构422、424激励滚珠丝杠426(例如Nook industries，10×3mm)的转动。当弯曲致动器404的滚珠丝杠426转动时，耦合的滚珠螺帽外壳436发生线性移位。滚珠螺帽外壳436被直接地连接到弯曲串联弹簧箱体438。弯曲串联弹簧箱体438牢固地将弯曲弹簧420容纳在其中。因此，当耦合的滚珠螺帽外壳436线性移位时，弯曲串联弹簧箱体能够产生线性移位。由于包含在滚珠螺帽外壳内的线性压力，滚珠螺帽支撑件436沿两条线性精密钢导轨432以最小的摩擦力运动。两条精密导轨432中的每一条都连接到相应的主膝盖框架434的内侧壁。

膝关节410的转动与连接到缆绳驱动器传送装置的线性托架442的线性移位相耦合。缆绳驱动传送装置由两条钢缆440构成。每条钢缆440的两端连接到膝关节U形钩支撑件444。每条缆绳绕其相应的位于膝盖每一侧的关节滑轮446缠绕。每个侧面的关节滑轮446具有连接到下侧适配器448的轴。线性托架442被支撑并引导在两条精密钢导轨432上。每条轨道沿主膝盖框架434的内侧壁延伸。精密轨道与线性托架442之间的低摩擦力通过包含在线性托架442内部的线性压力来获得。钢缆440允许将来自线性托架442的线性移位与膝关节410的旋转运动相耦合。

线性托架442能够由伸展弹簧408和弯曲弹簧420通过它们的线性运动被独立地接合。两个弹簧由它们相应的串联弹性致动器的驱动作用被独立定位。串联弹性致动器402、404中的每一个都能够为平地行走和更耗能的任务、例如楼梯上坡提供足够的能量。

所有的致动器机构完全由铝结构支撑，其对应膝盖主框架434，它具有类似下肢解剖壳层的设计。膝盖主框架具有下侧适配器448，其允许常规的和高级的机器人足-踝假体与它连接。膝关节U形钩支撑件444与膝盖主框架的耦合产生相对于膝关节410的自由旋转角度。膝关节U形钩支撑件444允许标准假体角锥形适配器450架设其上，以使膝假体能够连接到普通的经股插口，并能够由截肢者穿戴。

基于这些功能性的需要，图4A-C、5和6的实施例中的膝盖尺寸、角度范围和最大力矩数值的设计参数在表1中列出。

表1

高度	33cm
		中侧宽度	7cm
前后宽度	7cm
		总重量	3Kg
弯曲角度范围	0-120deg
		最大输出力矩	130Nm

到达板上控制器上的实时反馈信息由板上固有的传感器提供。图4A-C、5和6的实施例中所使用的传感器在表2中列出。

表2

测量值	传感器
		膝盖角度	数字编码器
马达位移	数字编码器
		弹簧压缩	霍尔效应
脚跟/脚趾着地	力敏电阻脚垫

膝盖的角位移由固定在膝盖主框架434的外左侧的线性数字编码器452进行间接测量。膝关节410的旋转运动通过钢缆440传送装置耦合成线性托架442的移位。串联弹性致动器的弹簧408、420中的每一个的压缩都通过相应的霍尔效应传感器454、456来测量。这些传感器测量当弹簧408、420被压缩时连接到每个弹簧箱体430、438上的磁体附近所产生的磁场变化。每个马达的转动由连接到相应马达406、418后部的马达数字编码器458、460来测量。与地面的相互作用由力敏脚垫(未画出)来测量。脚垫允许检测腿何时接触或离开行走表面，并且它帮助控制器确定穿戴有机器人膝假体的使用者正处于什么步态相位。

所有的电子器件都基于单个板上微处理器系统来执行。马达由H桥控制器驱动，其具有由20kHz脉宽调制(PWM)来控制的速度，并且由直流电池(例如六单元锂聚合物电池(标称22.2V))供电。模拟传感器通过10bit模数转换器(ADC)来读取。该系统由板上微处理器(例如AVR)来控制，并且能够通过USB和/或蓝牙来监测。所有的处理过程在板上被执行，能量通过相对小的电池(重量＝0.15kg)来供给。该范例是完全独立的，它不需要系缚。

有限态控制策略。用于平地行走的有限态控制器被执行，以复制图1A-B中所示的未受损伤的膝的行为。该状态机在图7A中描绘。表示的是具有控制动作和转变条件的三个状态。控制器的三个状态是早期站立姿势(ES)710、预摆动(PW)720、和摆动(SW)730。在状态ES710和PW720，执行半被动平衡点控制，而在SW状态730，执行可变阻尼控制。状态间的转变主要由三个测量值来确定：脚跟地面接触、脚趾地面接触和膝盖角度。

为了状态转变和识别，系统依靠以下变量：

脚跟接触(H)。H＝1表示脚跟与地面接触，H＝0表示离开地面状态。

脚趾接触(T)。T＝1表示脚趾与地面接触，T＝0表示离开地面状态。

膝盖角度(θ)是膝关节的相对角度。所有的膝盖角度都是弯曲角度。角度θ_E和θ_F分别定义了在站立姿势期间伸展和弯曲弹簧被接合时的角度。此外，θ₊是膝盖在摆动弯曲时的角度，θ_-是膝盖在摆动伸展时的角度。

对每个状态的描述如下：早期站立姿势(ES)710在脚跟着地(HS)时开始。当脚跟接触地面(H＝1)时，利用高PD增益控制将伸展马达轴锁定为具有等于零的期望轴速度。接着，伸展弹簧被接合，其具有弹簧平衡角θ_E，等于脚后跟着地时膝盖的位置。然后，伸展弹簧在早期站立姿势膝盖弯曲时储存能量，为膝盖伸展做准备。在膝盖弯曲时，弯曲弹簧的平衡点θ_F通过位置控制来实现，以紧密地追踪连接到膝输出关节的线性托架。当膝盖在早期站立姿势达到最大弯曲时，膝盖开始伸展，弯曲马达轴被锁定。接着，弯曲弹簧被接合，其具有一个弹簧平衡角θ_F，等于处于最大膝弯曲的膝盖的位置。最初，能量从伸展弹簧中被释放，并随后被存储到弯曲弹簧中。

预摆动(PW)720在脚跟离开地面(H＝0)且膝盖角度变小(θ＜3°)时开始。在该状态下，伸展弹簧的平衡点θ_E在零负荷下进行位置控制，当膝盖弯曲时紧密地追踪线性托架以便为摆动相位做准备。弯曲弹簧保持在其当前的平衡位置θ_F(马达轴被锁定)。因此，当膝盖弯曲通过PW，存储在弯曲弹簧中的能量被释放。

摆动(SW)730在脚趾离地(T＝0)时开始。伸展弹簧平衡角θ_E继续在零负荷下追踪膝盖角度。当膝盖弯曲超过20度(θ₊＞20°)时，弯曲弹簧平衡角θ_F在零负荷下被伺服到对应于θ＝15°的位置。当膝盖弯曲超过60度(θ₊＞60°)时，伸展弹簧被接合。伸展马达轴上的低增益阻尼控制导致伸展马达和传动装置反驱动，起到可变阻尼器的作用，减轻了膝盖的弯曲过度。一旦膝盖开始伸展并且具有小于60度的角度(θ_-＜60°)，伸展弹簧平衡角θ_E接着就再次在零负荷下追踪线性托架，以在其伸展的全程来跟随膝盖。当膝盖在末期摆动中继续伸展超过15度时，弯曲弹簧被接合。这里再一次地，弯曲马达轴上的低增益阻尼控制导致弯曲马达和传动装置反驱动，起到可变阻尼器的作用，以平稳地降低摆动中的腿的速度，直到弯曲弹簧到达3度的平衡角θ_F。当摆动中膝盖伸展超过5度(θ_-＜5°)时，伸展弹簧平衡角θ_E被伺服到3度，为后来的步态周期中脚跟着地时的接合和能量存储做准备。

表示图7A的状态机转换的有限态控制图示在图7B中示出。图7B中的图示例证了在执行图4A-C、5和6的实施例中的控制策略的三个连续的平地行走周期内的控制器状态转变性能。平地行走中的控制状态定义如下：早期站立姿势(ES-状态1)750、预摆动(PW-状态2)760和摆动(SW-状态3)770。系统在每个行走周期中都经历状态序列1-2-3(ES-PW-SW)。控制器可靠地从状态1-2-3中转变，跨越三个连续的行走周期。

从对具有动力装置的假体以自选速度(0.81m/sec)平地行走时的初步步态估计中获得的结果在图8A-E中示出。平地行走(截肢参与者体重＝97kg；行走速度＝0.81m/sec)中的假体膝角度(图8A)、净力矩(图8B)、和能量(图8C)均相对百分数步态周期画出(均值是实线；一个标准差是虚线；N＝10步态试验)。在图8D中，画出了来自串联弹性致动器的伸展(下侧线)和弯曲(上侧线)弹簧的力矩贡献。在图8E中，膝力矩相对于膝角位移画出，示出了站立姿势期间的两个特有的刚度。

这些假体膝数值与图1A中所示的来自一位体重和身高相匹配的非截肢者的未受损伤的膝盖力学表现出定性的一致。类似于未受损伤的膝动力学，如图8A中所示，假体膝表现出在膝盖伸展之后早期站立姿势弯曲(最高弯曲角度～14.5度)。在末期站立姿势，假体膝进行快速膝盖弯曲，为摆动相位做准备。在摆动相位期间，在先于脚跟着地向前延伸之前，膝盖延伸到达～61度的最高弯曲角度。如图8B和8C所示，在早期站立姿势膝盖弯曲时，假体膝力矩和能量是负的。对于图1A中所示的未受损伤的膝盖数据，在脚跟着地后，膝力矩和能量最初是正的，但是当膝盖继续至弯曲时迅速变成负的。假体膝在早期站立姿势开始时表现出类似如图8B中所示的行为。此情况的发生是由于截肢者最初恰好在脚跟着地时伸展膝盖，使弯曲弹簧接合，但是迅速地继续弯曲膝盖，使伸展弹簧接合。在脚跟着地后立即压缩伸展弹簧有助于限制膝盖进行过度弯曲，以更好地保证截肢穿戴者的安全。对于未受损伤的膝和假体膝，在站立姿势膝伸展时，力矩最初是负的，接着变成正的，且膝盖能量最初是正的，接着变成负的。此外，在预摆动期间，力矩和能量最初是正的，接着变成负的，以便为摆动相位做准备。在摆动期间，对于未受损伤的膝和假体膝，能量基本上是负的，以限制最大膝盖弯曲(负的力矩)，并接着在摆动伸展期间(正的力矩)平稳地降低摆动中的腿的速度。

来自每个单向的串联弹性致动器的力矩贡献在图8D中相对于百分数步态周期被画出。就在脚跟着地后，由于截肢者的短暂的膝盖伸展，弯曲弹簧被暂时接合。类似于假体膝模型，在瞬间站立状态膝盖弯曲发生时，伸展弹簧被接合。在站立姿势弯曲时，随着弯曲弹簧紧密地追踪连接到膝输出关节的线性托架时，弯曲弹簧迅速失去其能量。随后，弯曲弹簧在早期站立姿势的最大膝盖弯曲时再一次被接合，并在站立姿势伸展和预摆动时储存能量。在摆动中，处于最大膝盖弯曲时的伸展马达和处于末期站立姿势的弯曲马达被有效地反驱动，分别用于限制最大膝盖弯曲以及平稳地降低末期站立姿势时摆动中的腿的速度。在图8E中，假体膝力矩相对于膝角度坐标被画出。类似未受损伤的人膝(图1B)，假体在站立姿势期间具有两个特有的刚度。早期站立姿势弯曲和伸展相位时的膝刚度相比预摆动时的膝刚度相对更大。

图4A-C、5和6的假体膝实施例利用整合的串联弹性组件结合可变阻抗控制来使行走中的电能最小化。由于该策略，膝的行为显示出了假体和未受损伤的膝机械学上的一致。由于结合了机械学设计构造和控制，假体的马达在平地行走时对于膝关节不做正功，导致适度的电能需求。

由于平地行走中的可变阻抗假体控制，膝假体在平均步行速度为0.81m/sec的稳态步行试验中对电能的需求很低(8瓦特电)。利用计步监测系统，研究者已经确定精力充沛的单侧腿截肢者每天步行3060±1890步。为了估计马达所需的电功率(功率＝电流*电压)，板上马达电流感测被用于直接测量每个马达的电流，并估计马达电压、马达速度、马达速度常数、以及被使用的马达阻抗。假定截肢者以中等步行速度行走5000步，板上电池的大小可以被估计。例如，一个0.13kg的锂聚合物电池(能量密度165瓦特-小时/公斤)就能够供应5000步的动力行走(8瓦特t*1.95秒/周期e*5000周期＝78k焦耳)。该电池的重量比其它商业化的动力膝所需要的电池小5倍多。

在图9A-C中所示的第二个优选实施例中，主动膝假体包括两个致动器，其以主缩肌—拮抗肌结构排列。图10是图9A-C的主动膝假体的典型实施例的主要组件的分解图。根据本发明，在主动膝假体的该实施例中，两个致动器是一个伸展串联弹性致动器902和一个弯曲致动器904。伸展致动器902是双向的，弯曲致动器904是单向的。伸展致动器902靠近假体的膝关节906，它包括伸展马达908和预压缩的串联弹簧组910，其通过传动装置连接。伸展传动装置包括耦接至精密滚珠丝杠916驱动器的同步滚轮组912和皮带914驱动系统。膝假体的单向弯曲致动器904包括弯曲马达918和串联弹簧920，其通过传动装置连接。弯曲传动装置包括耦接至导杆926驱动器的同步滚轮组922和皮带924驱动系统。伸展致动器902和弯曲驱动器904能够被独立地用于控制串联弹簧910、920被接合时的膝关节906的角度。

伸展致动器902的电动马达908可以是有刷直流马达(例如Maxon的RE40马达)或者无刷直流马达(例如Maxon的EC-powermax 30)。伸展马达直接驱动同步滑轮-皮带驱动器机构914、928。该机构具有1∶2的传动比。同步滑轮-皮带驱动器结构914、928激励滚珠丝杠916(例如Nookindustries，10×3mm)的转动。当伸展致动器902的滚珠丝杠916转动时，耦接的滚珠螺帽外壳930发生线性移位。滚珠螺帽外壳930被直接连接到伸展串联弹簧箱体932。伸展串联弹簧箱体932牢固地将两个完全相同的预压缩被动机械弹簧的弹簧组910容纳其中，它们的刚度与模型的伸展致动器的刚度相匹配。因此，当耦接的滚珠螺帽外壳930线性移位时，伸展串联弹性箱体932也产生线性移位。滚珠螺帽外壳930沿着两条线性钢导轨934运动。每条轨道连接到相应的侧壁外壳936。弹簧箱体932沿着导轨运动，该导轨由与其一体形成的滚柱轴承938支撑。由于伸展致动器902被连接到钢缆驱动系统940，伸展致动器902直接被耦合到膝关节906的旋转运动。

弯曲致动器904的电动马达918可以是有刷直流马达(例如Maxon的RE40、RE30马达)或者无刷直流马达(例如Maxon的EC-powermax 30或22)。伸展马达直接驱动同步滑轮-皮带驱动器机构922、924。该机构具有1∶2的传动比。滑轮-皮带驱动器结构922、924激励导杆926(例如Nook industries，10×3mm)的转动。当弯曲致动器904的导杆926转动时，耦合的滚珠螺帽外壳942发生线性移位。滚珠螺帽外壳942被直接地连接到弯曲串联弹簧箱体944。弯曲串联弹簧箱体944牢固地将弯曲弹簧920容纳其中。因此，当耦合的滚珠螺帽外壳942线性移位时，弯曲串联弹簧箱体能够产生线性移位。由于包含在滚珠螺帽外壳内的滚柱938，滚珠螺帽外壳942沿两条线性钢导轨934以最小的摩擦力运动。弯曲致动器904不直接耦合至膝关节906的旋转运动，但是当它动作时，反驱动伸展串联弹性弹簧箱体932，能够使膝盖弯曲。

膝关节932被耦接到连接至伸展串联弹性弹簧箱体932的两个钢缆驱动器940组。串联弹性箱体被两条精密钢导轨934支撑并引导。钢缆940允许将来自串联弹性弹簧箱体932的线性移位耦合成膝关节906的旋转运动。

每条钢缆940的两端连接到膝关节驱动轮毂944。驱动轮毂944由膝关节壳体946支撑。每条缆绳远离膝关节906、绕其相应的位于膝盖每一侧的关节滑轮948缠绕。每个侧面的关节滑轮948具有连接到其相应的侧壁936的轴。通过调整相应的缆绳张紧轮949调节侧面关节滑轮948，每个缆绳驱动器940能够被独立地拉紧。串联弹性致动器902、904的每一个都能够为平地行走和耗能更多的任务、例如楼梯上坡提供足够的能量。

所有的致动器机构完全由铝结构支撑，其相当于膝盖侧壁936、上侧角锥形适配器928和下侧角锥形适配器950的集合。该结构提供类似下肢解剖壳层的支撑框架。下侧角锥形适配器950允许常规的和高级的机器人足-踝假体与膝假体连接。标准假体的上侧角锥形适配器928允许膝假体连接到普通的经股插口，并能够由膝上截肢者穿戴。由于假体具有可拆卸的侧边和前盖，允许轻易地接近驱动致动器和驱动机构，假体的该设计非常便于维护。

图9A-C和10的实施例中的膝盖尺寸、角度范围和最大力矩数值的设计参数在表3中列出。

表3

高度	32.8cm
		中侧宽度	6.8cm
前后宽度	7cm
		总重量	2.7Kg
弯曲角度范围	0-125deg
		最大输出力矩	130Nm

膝盖本身的传感器系统为板上控制电路提供了反馈。这些传感器在表4中列出。

表4

测量值	传感器
		膝盖角度	数字编码器
马达位移	数字编码器
		脚跟着地	应变计
弹簧压缩	霍尔效应
		脚跟/脚趾接触	力敏电阻脚垫
方向/加速度	惯性测量单元

传感器监测行走中膝关节906的角位移、每个串联弹性组件的位移和变形以及膝盖与环境(地面)的力/接触相互作用。

膝盖的角位移由位于膝关节906上的绝对编码器952进行直接测量。传感器952固定在与关节旋转适配的编码器外壳953上。每个串联弹性致动器的弹簧910、920的压缩都通过相应的霍尔效应传感器954、956来测量。这些传感器测量当弹簧910、920被压缩时连接到每个弹簧箱体932、944上的磁体附近发生的磁场变化。每个马达的转动由连接到相应马达908、918后部的马达数字编码器958、960来测量。与地面的相互作用由力敏脚垫(未画出)来测量。该脚垫允许探测腿何时接触行走表面，并且它允许控制器来确定穿戴有机器人膝假体的使用者正处于什么步态相位。用于测量与地面的相互作用的另一方法是利用放置在膝盖框架(特别是在护胫962内)上、并穿过仪表化的下侧角锥950的应变计。该传感信息提供膝盖内相互作用的力和力矩方面的信息，并且能够提供信息来计算膝关节处的力矩。该信息能够帮助控制其确定步态相位。在该实施例中考虑到的另一传感器是利用惯性测量单元(未画出)，它连接至膝盖主框架，允许控制器在步态周期中识别方向和加速度。

电子套件是独立的，为膝假体提供了自主权(非系缚或非约束型控制)。电子器件由五个印刷电路板(PCB)所构成的组所提供，该电路板被装配在膝盖的侧壁和后壁上。这些板中的两块被用于控制致动器，一块板负责管理总体膝盖控制策略，一块板被用于与外部监控PC/笔记本电脑系统连接和通信，最后一块板负责处理安装在膝盖里的惯性测量单元的数据。电子套件基于PIC微控制器技术，并由一块标称22.2V供应量的六单元锂聚合物电池供能。马达板包括具有高达20KHz操纵装置的无刷控制器。系统的行为能够通过USB或无线wi-fi互联来监测或更新。

有限态控制策略。在步态周期中利用五个相位，建立了平地行走的膝盖控制策略，其采用半被动膝模型，以在最小能耗下模仿膝盖生物力学：

在脚跟着地开始，站立姿势的膝开始轻微弯曲(～15度)。该站立姿势弯曲相位为碰撞留出了缓冲的余地。在该相位，当在膝盖弯曲期间能量被存储时，通过保持弹簧平衡位置，膝盖的伸展致动器与它的串联弹性组件相接合。在该情况下，马达起到接合离合器的作用。

到达最大站立姿势弯曲后，膝关节开始伸展(～15％步态周期)，直到达到最大站立姿势伸展(MSE)(～42％步态周期)。该膝盖伸展阶段被称为站立姿势伸展相位。在站立姿势伸展期间，弯曲致动器定位其串联弹簧，以使得当膝盖开始伸展时，能量被存储，允许伸展弹簧中的能量被转移。在站立姿势期间该能量转移允许对刚度进行调整。值得一提的重要的是，由于弯曲致动器的传动装置包括导(螺)杆，它一经定位其线性弹簧，马达就不再提供正的能量，从而使总的能耗最小化。这有效地利用了“常闭”设置下的模型的离合器接合行为。

在后期站立姿势或预摆动(从～42％到～62％步态周期)期间，支撑腿部的膝盖开始其快速弯曲阶段，为摆动相位做准备。在预摆动期间，当膝盖开始弯曲准备脚趾离地时，存储在弯曲弹簧中的能量开始释放，在脚趾离地之前支持使用者。

随着腿离开地面，膝盖继续弯曲。在脚趾离地时，步态的摆动弯曲相位开始。在整个该阶段(从62％到73％步态周期)，由于膝的力矩阻止膝的转动速度，膝的能量通常是负的。因此，在摆动弯曲期间，膝的伸展致动器允许其作为一再生组件使用，当致动器被反驱动时，摆动相位期间被抑制的能量能够被存储在板载电池中，腿部被重新定位，开始一个新的步态周期。

在摆动期间到达最大弯曲角度(～60度)后，膝盖开始向前伸展。在摆动伸展期间(从～73％到～100％步态周期)，膝盖的能量通常是负的，以降低摆动中的腿的速度，为下一个站立姿势阶段做准备。在该相位中，伸展致动器被用作一个提供能量再生和改善膝假体的能量效率的元件。在该相位期间，弯曲马达重新定位线性弹簧，为新的步态周期做准备。

用于可变速度行走的假体膝设计。所描述的主动假体膝实施例针对具有步行能力的K3等级(也就是说，具有以不同的节拍步行的能力或可能性)的截肢者。为了拥有一个能够适应截肢者速度变化、并且仍然保持能量节约的最理想水平的假体膝，两个串联弹性组件必须是非线性的并且与截肢者的体重相匹配。

为了评估速度适应性，利用此前描述的最优化方案，使可变阻抗膝模型适应来自一位以1.0m/s、1.3m/s和1.6m/s的速度行走的未受损伤的受试者的生物力学数据。最优化结果提供了两个串联弹性组件的线性刚度数值(在每个行走速度时)，包括步行周期中它们的接合角度。对于每根弹簧和每个行走速度，首先选择力-位移数据对最大值。通过在同样的力相对于位移的空间内画出所有的数据对，之后就可能估计弯曲和伸展弹簧的最优的非线性弹簧函数。图11A画出了针对根据本发明的主动膝的串联弹性元件的力相对于位移变化而进行的最优化非线性多项式拟合的结果。特别地，对于模型的伸展弹簧1105进行二阶多项式拟合，对于弯曲弹簧1110进行分段多项式拟合。

正如图11A中的数据所表明的，对于可变速度行走应用而言，图2中的伸展串联弹性组件必须由非线性硬化弹性组件来取代，图2中的弯曲组件必须由软化弹簧来取代。图11B描绘了根据本发明的一个方面、用于可变速度行走中的可变阻抗假体膝模型的典型实施例。如图11B中所示，模型包括两个单关节串联弹性离合器1120、1125，两个非线性弹簧1130、1135，以及可变阻尼元件1140。

利用这些非线性弹簧的功能，将假体膝模型输出力矩与生物学膝力矩数据相比较。图11C-E示出了利用图11B中所示的模型、对于三个不同的步行速度下的这种比较。在图11C-E中，将最优化膝模型1150、1155、1160的净力矩输出与未受损伤的人膝关节的力矩数据图表相比较，显示出每个速度下的均值1165、1170、1175和一个标准差1180、1182、1184、1186、1188、1190(N＝10步态试验)。模型的曲线拟合度由在每个步行速度下的测定系数R²来体现。生物学数据来自具有未受损伤的肢体的研究参与者(体重＝66.2kg)以三个不同速度行走：1.0m/s(图11C)；1.3m/s(图11D)；和1.6m/s(图11E)。对于每个选定的速度，行走速度在±5％区间内都是可接受的。

对于本发明领域内的技术人员而言，非常清楚的是，用于可变速度步行的假体膝模型完全可以利用本领域技术人员容易理解的组件和材料、以类似图2的模型所描述的实施例的实现方式来实现，并且，适于图4A-C和9A-C的实施例的任何的变化或修改也都适合应用于图11B的模型的实施中。

更进一步地，尽管已经公开了本发明的优选实施例，本领域普通技术人员能够想到的很多其它的实现方式都落在本发明的范围之内。为了提供多个特征，前述的不同实施例中的每一个都可以结合描述的其它实施例。而且，尽管前面描述了本发明的装置和方法的大量单独的实施例，此处所描述的仅仅是本发明的原理的示意性应用。因此，本领域普通技术人员做出的其它布置、方法、修改和替代也都被认为落在本发明的范围内，其范围仅仅由接下来的权利要求来限定。

Claims (9)

1.一种动力人造膝，其组合地包括：

膝关节，该膝关节是可旋转的，并且能够与人造腿构件耦接；

串联弹性弯曲致动器，其与腿构件平行地连接至膝关节，用于施加力以引起膝关节的旋转，从而导致腿构件的弯曲，该弯曲致动器包括弯曲马达和弯曲弹性元件的串联组合；

串联弹性伸展致动器，其与腿构件平行地连接至膝关节，位于腿构件的与弯曲致动器相反的一侧，用于施加力以引起膝关节的旋转，从而导致腿构件的伸展，该伸展致动器包括伸展马达和伸展弹性元件的串联组合；以及

控制器，用于在不同的时间独立地为弯曲马达和伸展马达供能，以控制膝关节和耦接的腿构件的位置、阻抗和非守恒力矩。

2.如权利要求1所述的假体，其特征在于，进一步包括至少一个传感器，其配置为向控制器提供反馈。

3.如权利要求2所述的假体，其特征在于，所述传感器响应膝关节的角位移、弯曲弹性元件的压缩、伸展弹性元件的压缩、弯曲马达的旋转或伸展马达的旋转。

4.如权利要求1所述的假体，其特征在于，弯曲致动器和伸展致动器是单向的。

5.如权利要求4所述的假体，其特征在于，弯曲弹性元件和伸展弹性元件是串联弹簧。

6.如权利要求1所述的假体，其特征在于，弯曲致动器是单向的，伸展致动器是双向的。

7.如权利要求6所述的假体，其特征在于，弯曲弹性元件是串联弹簧，伸展弹性元件是预压缩的串联弹簧组。

8.如权利要求1所述的假体，其特征在于，弯曲弹性元件是非线性软化弹簧，伸展弹性元件是非线性硬化弹簧。

9.如权利要求1所述的假体，其特征在于，弯曲致动器包括不可反驱动的传动装置。

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