CN102687183B - 用于关节运动模拟的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种用于驱动假体元件的模拟器包含假体驱动机构，其在所述假体元件的加速磨损测试期间驱动所述假体元件。模拟输入表示所述模拟器的作用，且使用传感器机构来测量施加到所述假体元件的力和扭矩。进一步使用位置与定向控制传感器来测量所述假体元件的位移。使用响应于所述传感器的闭合回路反馈控制系统来确定用于所述驱动机构的驱动信号。所述控制系统有利地添加并入有韧带纤维的机械表示的计算模型。所述计算模型是对人体内的假体将会遭遇到的情况的非人类近似，且包含韧带纤维的插入部位的维度几何结构和机械特性。所述计算模型响应于位置与角位移传感器来确定减轻所述控制系统的作用的韧带的约束力和扭矩。可进一步通过所述测得的力和扭矩来减轻所述控制系统的所述作用。

Description

用于关节运动模拟的系统和方法

相关申请案

本申请案主张2009年11月9日申请的第61/259,360号美国临时申请案以及2009年12月15日申请的第61/286,672号美国临时申请案的权益，所述临时申请案的全部教示以引用的方式并入本文中。

背景技术

假体植入故障机构众多。最普遍的故障原因是，聚乙烯磨损、防腐剂松动、感染和不良对准。聚乙烯磨损组成当今植入故障的最大唯一可识别原因。此外，聚乙烯磨损可由于经改造组织的增加的负载而使植入物容易松动。随着植入技术的发展，正识别出新的且更复杂的磨损、破坏和故障模式。由于这些事实，非常需要能够复制人类运动的细微之处的模拟机中的严密植入物生命周期测试。

模拟机通过提供非人类环境来解决植入物寿命问题，使用加速生命测试在所述非人类环境中评估新的现有假体装置。这些机器允许研究人员隔离且研究设计缺陷，识别且校正材料问题，且最终为医生和患者提供较长生命的假体系统。模拟机近似人类关节运动。显然，人类关节运动的近似越接近，结果就越可靠。

至今，模拟机充其量仅已提供人类关节运动（例如，膝关节运动）的复杂性的非常粗略的近似。可用位移控制的系统依赖于相关人体部位的运动学的先验描述，从而极少或不允许假体设计的变化，且使植入装置在生命周期测试的持续时间内经受这些规定的运动。其它机器使用力控制系统，所述力控制系统使假体装置经受表示生理运动期间人体部位（例如，膝关节）中遭受到的力和扭矩的力和扭矩的系综（ensemble）。然而，一旦植入在患者体内，假体就受人体的软组织支撑和约束。因此，为了改进准确性，力控制的机器应以某种方式模拟这些软组织力的自然约束。一些模拟机已尝试以机械弹簧的复杂系统来提供此类约束。然而，这些弹簧已证明操作起来较麻烦，且仅具有有限的模拟人体（例如，膝关节的软组织）的复杂特性的能力。

图1说明可与本发明的实施例一起使用的假体模拟测试机10的实例。如第7,823,460号美国专利（其教示以全文引用的方式并入本文中）中所描述，假体模拟器10是用于以近似人体内的条件的方式测试假体装置（特定来说，植入装置，例如假体膝关节）的非人类环境。模拟器10优选能够执行“加速磨损”测试，其中使假体经历很可能在人体内遭遇到的大量预定运动循环（例如，2千万次循环）。在图1所示的实施例中，模拟器10包括三个台11a、11b、11c，每一者具有一个或一个以上致动器，例如伺服-液压致动器，用于驱动假体以模拟各种类型的人体运动。将了解，根据的模拟器可具有任何数目的台。

图2说明用于假体膝关节植入的模拟器台11的实例的示意图200。此示意图200说明膝关节模拟器的典型受控和不受控自由度。膝关节模拟器（例如图1到2中说明的膝关节模拟器）的力控制依赖于均衡原理来将作用于膝关节上的复合力系减小到与机器的机械致动器的作用相符的正交力系。膝关节上的力可集合成三个群组：1）肌肉系统的主动力；2）韧带和被膜结构的被动力；以及3）作用于关节表面上的接触力。

在典型的模拟装置中，机器的致动器已用于模拟主动力，硬件约束系统（例如，机械弹簧布置）用于模拟被动力，且接触力直接由胫骨-股骨接触产生。

虚拟软组织控制系统可利用力的类似分割，但采用基于柔性模型的软件系统而非简单的机械弹簧布置用于软组织约束。经建模的软组织约束提供并入有软组织力的非线性不对称特征的现实软组织近似的机会。

图3是用于假体模拟器的控制系统300的示意图。假体模拟器级11由处于数字控制系统101的控制下的一个或一个以上伺服-液压致动器15驱动。如下文更详细描述，根据此实施例的控制系统包含虚拟软组织模型系统和反复学习控制系统两者。

模拟器包含安装在模拟器级的胫骨托件（tibialtray）下方的多轴力/扭矩变换器19，使得可监视股骨-胫骨接触力（和力矩）的三个分量。变换器19可为六通道应变仪变换器。

模拟器还可包含一个或一个以上位置传感器或变换器21，以测量模拟器的股骨22和胫骨23组件的相对平移和旋转位置。位置传感器21优选监视假体（图2中展示）的弯曲/扩展角31、内/外（IE）旋转角33、前/后（AP）平移35，以及垂直（压缩/撑开）位置37。还可监视中-侧（ML）膝关节平移39和旋转41。

力变换器19和位置传感器21提供关于模拟器级11处假体的力和运动的反馈数据。

虚拟软组织控制系统300包含嵌套回路设计。所述嵌套回路设计包含内回路7和外回路。内回路7获得来自多轴力/扭矩变换器19的反馈，且经由离散数值算法提供传统比例、积分、微分控制（PED）。内回路7提供对伺服-液压致动器15的力控制。到内回路7的输入表示力设定点或随时间变化的力波形。单单在力控制下，闭合回路伺服-液压系统试图驱动机器的致动器，直到力变换器的输出等于力设定点为止。

在嵌套回路设计的外回路9中实施虚拟软组织算法。外回路9从位置变换器21或（在内/外（IE）旋转的情况下）角位置变换器得出其反馈。此位置反馈将输入提供到逐段三次样条插值（piecewisecubicsplineinterpolation）算法8，所述算法8通过适当的系数选择而可经编程以表示在人体内遭遇到的多种软组织力位移关系。逐段三次样条系数可基于所要的软组织模型而离线计算，且随后下载到控制器。三次样条算法可使用转移函数8,F=S(x)来展示。样条插值算法建立模拟器装置的当前配置（其中配置表示假体组件的相对位置和定向）与模仿膝关节的软组织的弹性回复力的约束力之间的关系。从参考力或扭矩波形6减去所计算的约束力，且将残差传递到内回路7的输入，在该处其变为到控制方案的力控制部分的参考输入。

每一受控的自由度均装备有其自身的独立控制回路，所述控制回路的单个通道在图3中示意性地描绘。在某些实施例中，单个控制变量驱动样条近似算法的每一者。在其它实施例中，可使用多个输入来适应膝关节的关节复杂性。

数字信号处理器代码可实施用于提供针对模拟器的致动器15的驱动信号的八个经同步任意波形产生器（未图示）。每一波形产生器可经由从计算机下载的数据的256点阵列来编程。此数据提供用于对相关联数/模转换器（DAC）和连接的致动器的重复控制的模板。24位相位产生器方案提供从几小时到0,33秒的波形周期。波形产生器可利用一阶插值方案来确定模板阵列点之间的中间值。波形产生器输出可映射到数字比例积分微分（PID）计算块输入。

在一个实例中，实施并行形式PID控制算法的八个PID计算块可用于提供对机器的致动器的闭合回路控制。PID计算块输入可映射到波形产生器块或另一PID计算块。类似地，PID计算输出可映射到另一PID块输入，或直接映射到系统输出DAC。如以下等式（a）中所展示而实施PID计算。

$v_o=k_{p}e\left(t\right)+\frac{1}{t_i}\∫e{\left(t\right)}_{d}t+t_d\frac{d}{\mathrm{dt}}e\left(t\right)---\left(a\right)$

其中v₀为输出电压，k_p为比例增益常数，t_i为积分时间常数，t_d为微分时间常数，且e(t)为误差信号（参考输入与反馈信号之间的差异）。

如图3中示意性地展示，通过级联两个PID控制块来实施软组织模型。内回路PID计算块经设置以通过选择用于反馈的适当的力或扭矩通道而提供对伺服-液压致动器的传统力控制。外回路反馈源通过三次函数操作，如下：

F＝a₀+a₁x+a₂x²+a₃x³(b)

以此方式，将位置输入变换为类似于软组织的预期约束的约束力。将软组织模型实施为八段三次样条算法。到所述算法的输入是用户选择的位移输入。通常，这将为AP位置信号或IE角位置信号。如等式（c）中所展示而实施样条计算。可在将经编程软组织模型下载到控制处理器时，通过计算机上的虚拟软组织软件而离线确定系数a_jk和结点t_k。系数的查找表由从选定位移变换器传回的当前值x编索引。一旦确定系数，就经由仅需要DSP中的三个相乘和累积循环的计算上高效的形式来评估三次等式。以下等式可用于指定三次样条算法：

$F=\left\{\begin{array}{c}{a}_{00}{+a}_{10}x+a_{20}{x}^2+a_{30}{x}^3\\ a_{01}+a_{11}x+\\ ....\\ a_{0k}+a_{1k}x+a_{2k}{x}^2+a_{3k}{x}^3\end{array}\right.$ 其中 $\left\{\begin{array}{c}{t}_0\&le;x<t_1\\ t_1\&le;x<t_2\\ \\ t_{k-1}\&le;x<t_k\end{array}\right.---\left(c\right)$

发明内容

一种用于驱动假体元件的模拟器包含驱动假体元件的假体驱动机构、测量施加到假体元件的力（包含扭矩）的传感器，以及控制系统。控制系统响应于传感器和模拟输入而驱动假体驱动机构。控制系统包含并入有韧带的表示的计算模型。

韧带的表示可包含韧带的三维几何结构、韧带的机械特性，以及韧带的不同纤维的特性。可通过韧带的适当末端处的插入部位来界定韧带的几何结构。每一纤维可包含不同插入部位。模拟器可包含测量假体元件的位移的位移传感器。位移传感器可包含位置与角位移传感器。计算模型可响应于位移传感器而确定减轻控制系统的作用的韧带的约束力或扭矩。

控制系统可包含嵌套回路设计。本发明的另一方面涉及一种用于驱动假体元件的控制系统。所述控制系统可包含并入有韧带的表示的计算模型。韧带的表示可包含韧带的三维插入部位和机械特性。

计算模型可为并入有韧带和纤维的模型的软组织结构的软件模型，所述韧带和纤维各自具有其自身的弹性和/或黏弹性特性。

附图说明

从如附图中说明的实例实施例的以下更具体描述中将了解以上内容，附图中相同参考符号在不同视图中始终表示相同部分。图式不一定按比例绘制，而是强调说明本发明的实施例。

图1说明假体模拟机；

图2是用于假体装置的模拟器级的示意性说明；

图3是以采取三次样条算法的形式的虚拟软组织模型为特征的假体模拟器的控制系统的示意图；

图4A是作用于膝关节上的力的说明，其中每一韧带表示为单根纤维；

图4B说明由某些实施例用来描述膝关节运动的坐标系和变换；

图4C包含说明用实验方法测得的韧带力与韧带的应变百分比连同此应变百分比的近似的曲线图，如可告知多纤维韧带模型；

图4D-a是多纤维韧带的说明；

图4D-b是图4D-a所示的多纤维韧带的数学近似的说明；

图4E是根据某些实施例的用于假体模拟器的控制系统的示意图；

图4F是确定力约束的说明；

图5A、5B和5C说明并入在膝关节处的多纤维韧带结构的实例表示；

图6A说明自然膝关节；

图6B说明安装在模拟器台中的假体膝关节；

图7是采用反馈控制系统来执行软组织控制的本发明的某些实施例的说明。

具体实施方式

以下是对本发明的优选实施例的描述。

实例实施例涉及假体模拟器，且特定来说涉及用于控制和测试假体模拟器的方法和系统。假体模拟器可用于接近地近似表示人体内的条件，尤其是相对于人类和动物关节的条件，且可用于测试且评估用于人体或动物身体的各个部分中的假体。在以下描述中，描述一种用于测试假体膝关节的模拟器，但将理解，本文描述的原理和实施例容易应用于用于臀、臂、肩、肘、腰、脊、踝、颞颌关节，或人体或动物身体的任何其它关节组件的假体模拟器装置。

本发明的实施例涉及一种测试平台，其复制有用的机械条件，在所述机械条件下，可植入矫形假体装置必须执行以便提供令人满意的长期手术后结果。所述测试平台将能够驱动假体装置以模拟关节运动的机械系统与能够确定关节的结构响应的计算算法以及控制系统进行组合，所述控制系统能够提供必需的控制信号，同时接受表示日常生活的一个或一个以上活动的数学模型作为输入。

某些实施例可采用计算模型，所述计算模型是关节的软组织结构的数学表示。活动模型是执行生理活动所需的负载（和/或运动）的数学模型。总模型包括材料（或物理）植入组件、计算软组织模型和活动模型。此计算/材料混合建模方法提供用于关节运动的机械模拟的测试台，以评估假体装置的长期耐久性、磨损、疲劳和其它破坏模式。一般来说，假体元件上的力可划分为两个群组：主动的力和反作用的力。

主动力界定为由于肌肉系统、人体动力学和重力的作用引起的力。这些力是任务特定的，且特征为进行中的生理活动的本质。此外，膝关节的主动力是实行特定生理任务所必需的力。

反作用力是膝关节的机械结构对所施加负载的反作用。这些响应通常通过弹性、摩擦和黏弹性定律支配，且表示当关节由于主动力而变形时关节的响应。反作用力据称达成平衡或建立与主动力的均衡。反作用力还可称为被动力，因为其是由于被动结构而产生。

反作用力可划分为a)作用于结缔组织中的张力，以及b)作用于关节的关节表面之间的固体接触点处的压缩力和剪力。

作用于环绕假体元件的结缔组织上的力称为“被动”软组织力，且材料接触力称为“接触”力。

某些实施例将作用于假体元件上的力分割为主动、被动和接触力，且要求这些力保持均衡。特定来说，均衡等式可表达为：

f_主动+f_被动+f_接触=0(d)

其中f_主动表示作用于假体元件上的主动力，f_被动表示假体元件的被动力，且f_接触表示假体元件的接触力。如本文使用的术语“力”可为轴向压缩或张力、剪切、扭转力矩（扭矩）以及弯曲力矩中的至少一者。

图4A是作用于膝关节的力的说明400A。特定来说，图4A说明出于形象化目的具有两个韧带和两个肌肉的简化的膝关节的矢状平面图。用下标“m”标记的元件（例如，f_my、f_mz）表示作用于肌腱附接部位的肌力。用下标“c”标记的元件（例如，f_cy、f_cz）表示处于测试中的假体系统的实际接触力。用下标“s”标记的元件（例如，f_sy、f_sz）表示软组织（例如，韧带）力。作用于软组织上的被动力是依赖于配置或位姿的（其中配置暗示关节的邻近区段的相对位置和定向）。术语“位姿”是指在三维空间中刚体相对于某一参考系（或参考位姿）的当前位置和定向。在任何给定位姿下，附接结构元件（韧带）均发生弹性变形，使得在所述元件的一些或全部中引起张力。此张力可分解为表示被动（f_被动）力的正交力分量。被动力仅由关节的位姿确定，且可使用适当的结构模型来计算。

等式（d）可重新排列以展示主动力等于约束力之和且与约束力之和相对。

f_主动=-(f_被动+f_接触)(e)

考虑等式（e）中的力的绝对值，等式（d）可重写为：

f_主动-f_被动=f_接触(f)

在某些实施例中，模拟机（稍后关于图4D和7展示）包含用以测量f_接触（由于接触而产生的真实身体关节反作用力）的仪表，而控制系统（例如，图3所示的控制系统300）能够使用软组织模型以及假体组件的当前位置和定向的测量来计算f_被动。

又从主动力f_主动减去所计算的被动力f_被动以确定必须施加到假体组件以实现均衡的力的量值。等式（f）充当均衡关系，且可视为虚拟软组织控制的核心。

软组织约束模型是关节软组织的计算结构模型。所述模型包含用于计算模型的结缔组织元件中的张力的计算算法。在一个实施例中，当假体组件在模拟机中进行体格操练时，依据所述组件的当前位置和定向的测量确定模型的几何结构。所述模型还可包含表示自然膝关节软组织的解剖学和物理特性的几何和机械信息的数据库。

图4B说明由某些实施例用来描述用于虚拟软组织控制系统中的膝关节运动的坐标系和变换400B。界定两个坐标系O_T和O_F，其中O_T附贴到胫骨491且与之一起移动，且O_F附贴到股骨492且与之一起移动。两个坐标原点重合，且x、y和z轴初始对准。股骨相对于胫骨的定向由角θ_x、θ_y和θ_z确定，所述角分别对应于弯曲-扩展的旋转（θ_x）、内翻-外翻旋转（θ_y）以及内-外旋转（θ_z）。经旋转股骨的轴由x′、y′和z′说明。

围绕轴x、y和z经由角θ_x、θ_y和θ_z进行的旋转的序列对应于卡登角（Cardanangle）序列（也称为泰特-布赖恩（Tait-Bryan）角）。股骨相对于胫骨的旋转可以矩阵形式描述为旋转变换R：

$R=\left[\begin{array}{ccc}{C}_{\mathrm{\&theta;z}}{C}_{\mathrm{\&theta;y}}& C_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;y}}{S}_{\mathrm{\&theta;x}}-S_{\mathrm{\&theta;z}}{C}_{\mathrm{\&theta;x}}& C_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;y}}{C}_{\mathrm{\&theta;x}}-S_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;x}}\\ S_{\mathrm{\&theta;z}}{C}_{\mathrm{\&theta;y}}& C_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;y}}{S}_{\mathrm{\&theta;x}}+C_{\mathrm{\&theta;z}}{C}_{\mathrm{\&theta;x}}& S_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;y}}{C}_{\mathrm{\&theta;x}}-C_{\mathrm{\&theta;z}}{S}_{\mathrm{\&theta;x}}\\ -S_{\mathrm{\&theta;y}}& C_{\mathrm{\&theta;y}}{S}_{\mathrm{\&theta;x}}& C_{\mathrm{\&theta;y}}{C}_{\mathrm{\&theta;x}}\end{array}\right]$

(g)

其中C_θx＝Cos(θ_x)，C_θy＝Cos(θ_y)，C_θz＝Cos(θ_z)，S_θx＝Sin(θ_x)

S_θy＝Sin(θ_y)，且S_θz＝Sin(θ_z)。矩阵表达R界定一个刚体相对于另一刚体的三维旋转。股骨492相对于胫骨491的平移还可以矩阵形式描述为平移矩阵A：

$A=\left[\begin{array}{c}{a}_x\\ a_y\\ a_z\end{array}\right]---\left(h\right)$

股骨相对于胫骨的当前配置可由六个变量a_x、a_y和a_z以及θ_x、θ_y和θ_z来描述，其中a_x、a_y和a_z项表示从胫骨原点O_T延伸到股骨固定原点O_F的向量a的坐标，且θ_x、θ_y和θ_z项表示股骨492相对于胫骨491的定向，以三个卡登角表示。

韧带组织展现出非线性应力-应变行为、滞后、依赖于速率的硬度、应力松弛和蠕变。可使用现象近似来控制与正常生理功能有关的一系列条件下的个别韧带纤维的机械行为。举例来说，韧带材料的应力应变关系的不依赖于时间的分量已以二次形式表达为：

σ＝k₁·z²(i)

其中σ是应力，δ是应变，且k₁是切线硬度。

此近似适应硬度的应变相依性，且可与扩展应力-应变数据相配。然而，此近似忽略滞后现象，滞后现象可能相对较大，且可显著影响运动学和控制。此外，韧带可通过简单的构成关系用独立的弹性和黏弹性项来近似表示。特定来说，等式（i）的二次韧带可写为：

$\mathrm{\&sigma;}=k_1\&CenterDot;{\mathrm{\&epsiv;}}^2(1+k_2\&CenterDot;[\ln \left(\frac{\mathrm{\&epsiv;}}{\frac{\mathrm{d\&epsiv;}}{\mathrm{dt}}}\right)-\frac{1}{2}]---\left(g\right)$

其中σ是应力，δ是应变，k₁和k₂是材料特性系数，且表示当前应变（归于伯恩斯坦（Bernstein）、凯斯利（Kearsley）和贞柏诗（Zapas））。

基于等式（g），可获得提供应变和应变速率的有限范围内的合理良好拟合的二次关系：

$\mathrm{\&sigma;}=(k_1\&CenterDot;{\mathrm{\&epsiv;}}^2+k_2\&CenterDot;\mathrm{\&epsiv;})(1+k_3\&CenterDot;\frac{\mathrm{d\&epsiv;}}{\mathrm{dt}})$

(h)

其中k₁和k₂是用于非线性弹性量的拟合系数，且k₃提供应变速率相依性，并设定为小于一的值，以确保正的净力。二次关系(h)含有表示依赖于应变的硬度（第一项）的不依赖于时间的量，以及提供依赖于应变速率的硬度和滞后的依赖于时间的量（第二项）。此表达式在等式(i)基础上进行改进，因为其适应依赖于应变速率的硬度和滞后行为两者。此关系不是物理模型，且可具有限于韧带行为的限定区的适用性。

图4C包含说明用实验方法测得的韧带的应变百分比499连同从等式(h)获得的此应变百分比的近似498的曲线图400C。如图4E所示，在针对拟合系数k₁、k₂和k₃的适当选定的选择的情况下，所建模的近似严格遵循广应变范围内（即，正常生理应变速率下）的测得的应变百分比。破坏阈值497表示可发生显著韧带破坏的点。引起高于破坏阈值的应变的任何运动可自动终止测试且产生警告输出。

在自然和植入的膝关节两者中，结缔组织接合关节的股骨和胫骨区段且提供关节的机械稳定性。此结缔组织包含韧带束和鞘状被膜结构。韧带束和鞘状结构又包含坚韧的弹性胶原蛋白纤维。这些结构统称为关节的软组织结构。这些软组织在称为插入部位的部位处附接到骨结构。插入部位往往经良好界定，且在骨表面上的有限区域上延伸。韧带可想象为从近端插入部位向远端插入部位延伸的大量纤维的束。已证明，可通过利用表示自然膝关节的插入几何结构的良好选定的插入部位将纤维数目减小到几个来设计合理的机械模型。

通过测试尸体韧带样本来了解韧带的机械特性。每一韧带可再分为若干纤维，且表示为纤维束。所述束的个别纤维可被指派弹性和黏弹性特性，使得所述束总体展现出类似于整个解剖韧带的特性。

应了解，虽然本文将结合膝关节假体描述多纤维韧带模型，但多纤维韧带模型可结合此项技术中已知的可在植入期间被韧带或关节环绕的任何其它假体使用。

图4D-a和4D-b说明解剖韧带插入部位及其对应的数学近似。在自然和植入的膝关节两者中，结缔组织接合关节的股骨和胫骨区段，且提供关节的机械稳定性。此结缔组织由韧带束和鞘状被膜结构组成，所述韧带束和鞘状被膜结构均包括坚韧的弹性胶原蛋白纤维。这些结构统称为关节的软组织结构。这些软组织在称为插入部位的部位处附接到骨结构。插入部位往往经良好界定，且在骨表面上的有限区域上延伸。韧带本身可想象为从近端插入部位向远端插入部位延伸的大量纤维的束。已证明，可通过利用表示自然膝关节的插入几何结构的良好选定的插入部位将纤维数目减小到几个来设计合理的机械模型。通过测试尸体韧带样本而较好的了解韧带的机械特性。整个韧带可再分为若干纤维，使得每一韧带表示为纤维束。所述束的个别纤维可被指派弹性和黏弹性特性，使得所述束总体展现出类似于整个解剖韧带的特性。

针对单个韧带结构，图4Da中的MCL（内侧副韧带）444的深部层说明此建模。图4Db所示的数学韧带近似由某一数目的独立纤维组成。图4Db说明两个纤维，k^th原纤446和k^th+1原纤448，其已针对MCL的深部层界定。不存在对可用于近似表示软组织结构的原纤的数目的理论上的限制。较大数目的原纤将倾向于较现实的模型，而较少原纤将减少对数学模拟求解所需的计算步骤。先前工作已证明，针对主要韧带结构中的每一者的两个或三个原纤足以实现对关节机械行为的合理的良好近似。

维持原纤的整个集合的信息数据库。针对每一原纤分别界定近端和远端插入部位p^f[x，y，z]和p^t[x，y，z]。选定的插入部位近似表示韧带的解剖插入部位的几何结构。原纤的初始坐标表示在膝关节处于完全扩展、不承受负载且处于自然中立内部旋转的情况下处于参考位姿的插入部位的位置。针对此参考位姿存储参考每一插入部位的胫骨系O_T的x、y和z坐标。数据库还维持描述每一韧带原纤的机械特性的信息，作为非线性弹性行为（k1和k2）和依赖于应变速率的行为（k3）的拟合系数的集合。为了以任何时间步长计算应变，界定每一韧带纤维的非应变长度10。图4E是根据某些实施例用于以多纤维韧带算法的形式的虚拟软组织模型为特征的假体模拟器的控制系统400E的示意图。虚拟软组织算法可对归因于韧带、关节和被膜结构（例如，膝关节中）的软组织约束进行建模。软组织或多纤维韧带模型102建立模拟器装置中的假体的当前配置（其中配置表示假体组件的相对位置和定向）与模仿膝关节的软组织和韧带结构的弹性回复力的约束力之间的关系。生物力学虚拟软组织模型可基于膝关节的韧带和被膜结构的多纤维算法描述，且将所述模型并入在用于模拟器控制的闭合回路控制系统中。

可使用生物力学虚拟软组织模型102代替图3所示的三次样条算法8。应了解，图4E的模拟器101可包含图3的模拟器10的等效组件。

类似于图3的模拟器，图4D的模拟包含以内回路7和外回路9为特征的嵌套回路设计。内回路7利用从多轴力/扭矩变换器19产生的反馈。内回路7还经由离散数值算法53提供传统比例积分微分控制（PID）。嵌套回路设计还包含外回路9，其利用来自位置变换器21的反馈。此位置反馈将输入提供到生物力学模型。可使用多个位置变换器21以及定向变换器（位置和角位移传感器）。

角输入θ_x、θ_y和θ_z对应于弯曲、内翻-外翻和内旋转角。位置输入a_x、a_y和a_z对应于假体的中-侧、前-后和轴向位移。这些参数通过适当位置和定向测量仪器来测量。测得的参数全部输入到多纤维韧带模型102以准许计算针对任何时间瞬间相对于每一纤维的约束力，包含扭矩。因此，在软组织模型的模拟的每一反复内，计算相对于每一纤维的约束力。内回路与外回路的组合充当驱动假体驱动机构的反馈控制系统。在每一反复时，采用来自先前反复的测量误差来确定用于运动的后续反复的驱动信号。测量误差量化假体装置的驱动波形与假体装置的所得力或运动之间的差。

应了解，多纤维韧带模型所提供的所有计算可实时且在线执行（例如，不使用外部计算系统）。

膝关节模型计算

控制系统可以2000Hz的速率以时间步长操作。在时间步长之间的周期内，搜集所有所需信息，且执行模型和控制计算。在时间步长周期结束时，更新所有所需控制输出。在每一时间步长处，通过能够测量三个正交位置变量a_x、a_y和a_z以及三个独立角变量θ_x、θ_y和θ_z的位置和角传感器来确定股骨相对于胫骨的当前配置。令和表示在胫骨和股骨上从胫骨原点到参考位置中的j^th韧带插入部位的位置向量。令和表示在经历位置和/或定向的任意改变之后在胫骨和股骨上从胫骨原点到j^th韧带纤维插入部位的位置向量。位置向量的分量表示为：等。

在股骨相对于胫骨的任何任意位置和定向处，使用旋转和平移矩阵（等式（g）和（h））来计算表示股骨的j^th韧带纤维插入部位的位置向量。

$s_j^f=A+R\&CenterDot;p_j^f---\left(i\right)$

因为已建立测量系统，使得所有运动均相对于静止胫骨而表达，所以胫骨插入部位坐标简单地为：

$s_j^t=p_j^t---\left(j\right)$

依据位置向量和的分量来计算j^th韧带纤维的长度l_j：

$l_j=\sqrt{{(s_{\mathrm{jx}}^f-s_{\mathrm{jx}}^t)}^2+{(s_{\mathrm{jy}}^f+s_{\mathrm{jy}}^t)}^2+{(s_{\mathrm{jz}}^f+s_{\mathrm{jz}}^t)}^2}---\left(k\right)$

j^th韧带纤维中的应变ε_j可获得为：

其中l_0j是（可能从数据库获得的）j^th韧带纤维的未应变长度。依据先前时间步长下的应变ε_αj和当前应变确定应变速率为：

$\frac{\mathrm{d\&epsiv;}}{\mathrm{dt}}\&ap;({\mathrm{\&epsiv;}}_0-{\mathrm{\&epsiv;}}_{0j})/\mathrm{\&Delta;t}$

(m)

其中Δt＝t-t_n.。

j^th韧带纤维中的应力可计算为：

${\mathrm{\&sigma;}}_j=(k_1\&CenterDot;{s_j}^2+k_2\&CenterDot;{\mathrm{\&epsiv;}}_j)(1+k_s\&CenterDot;\frac{d{\mathrm{\&epsiv;}}_j}{\mathrm{dt}})$

(n)

原纤张力f_j可确定为：

f_j＝σ_j·c_j

(m)

其中c_j是j^th韧带纤维的横截面面积。此外，可针对j^th韧带纤维计算方向余弦：

$\cos {\mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{xj}}=(s_{\mathrm{xj}}^f-s_{\mathrm{xj}}^t)/l_j$

$\cos {\mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{yj}}=(s_{\mathrm{yj}}^f-s_{\mathrm{yj}}^t)/l_j$

$\cos {\mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{zj}}=(s_{\mathrm{zj}}^f-s_{\mathrm{zj}}^t)/l_j$

(n)

项φ_xj、φ_yj和φ_zj表示j^th韧带纤维之间的角，且项x、y和z表示胫骨参考系的轴。

从每一纤维产生的每一轴上的张力的分量可计算为：

$f_{\mathrm{xj}}={\cos \mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{xj}}.f_j^t$

$f_{\mathrm{yj}}=\cos {\mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{yj}}\&CenterDot;f_j^t$

$f_{\mathrm{zj}}=\cos {\mathrm{\&phi;}}_{\mathrm{zj}}\&CenterDot;f_j^t$

(o)

由于参考胫骨原点的每一韧带纤维中的张力而产生的力的力矩可计算为胫骨插入部位位置向量与表示原纤张力的力向量的交叉乘积：

$m_j=p_j^t\&times;f_j$

(p)

软组织约束的计算中的最终步骤是将个别原纤力和力矩分量求和成为三个正交力分量和三个正交力矩分量：

$F_x=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{f}_{\mathrm{xj}}$ $F_y=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{f}_{\mathrm{yj}}$ $F_z=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{f}_{\mathrm{zj}}$

$M_x=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{m}_{\mathrm{xj}}$ $M_y=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{m}_{\mathrm{xj}}$ $M_z=\underset{j=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}{m}_{\mathrm{xj}}$

(q)

在解剖项中，F_x是中-侧约束力，F_y是前-后约束力，且F_z是轴向约束力。力矩M_x接近零，因为关节提供对弯曲-扩展的极少被动阻力，且力矩M_y是内翻-外翻旋转的阻力，且力矩M_z是轴向旋转（内-外旋转）的阻力。力和力矩的此系综可用于减轻控制系统驱动信号。

图4F是确定当实施于体内时假体元件相对于每一纤维的位移所遭遇的约束的过程中涉及的程序400F的高级说明。使用假体402的当前配置（包含角输入θ_x、θ_y和θ_z以及位置输入a_x、a_y和a_z）来获得关于约束力（包含扭矩）的因子。如上文描述的数学韧带近似可由某一数目的独立纤维组成。首先，基于插入点的位置计算每一纤维的长度。还可计算（403）对于任何时间瞬间相对于每一纤维的约束力和扭矩。使用这些值，可确定对应的韧带应变420值。举例来说，假定采用四个韧带纤维，即纤维A、B、C和D，可确定针对每一纤维的对应的应变值ε_A、ε_B、ε_C和ε_D。使用这些应变值，获得对应的韧带张力值σ_A、σ_B、σ_C和σ_D。还可使用韧带409的弹性或黏弹性特性来确定韧带张力值410。使用张力值410来确定假体402上的当前力并对其求解。

在某些实施例中，可使用当前配置402来确定假体元件的位置（即，位移）的变化，且最终确定量化假体装置的驱动波形与假体装置的所得力或运动之间的差的误差。使用所计算的误差来确定下一反复的驱动信号。

多纤维韧带软组织模型可采用具有提供膝关节的生物力学的信息的其几何结构和特性的任何数目的韧带纤维。在某些实施例中，可采用个别韧带、一个或一个以上韧带结构或一个或一个以上韧带群组。韧带结构可选择为对应于将预期由于实际医疗程序而产生的韧带结构。

不存在对可用于近似表示软组织结构的纤维的数目的理论上的限制。通过使用大量纤维，实施例可获得较现实的模型，同时较少纤维将减少对机械模拟求解所需的计算步骤。在某些实施例中，假定主要韧带结构的每一者的两个或三个纤维足以获得对关节机械行为的合理近似。

可维持纤维的整个集合的信息数据库。此外，可针对每一纤维分别界定近端和远端插入部位p^f：(x_f，y_f，z_f)和p^t：(x_t，y_t，z_t)。选定的插入部位近似表示韧带的解剖插入部位的几何结构。纤维的初始坐标表示在膝关节处于完全扩展、不承受负载且处于自然中立内部旋转的情况下处于参考位姿的插入部位的位置。可针对此参考位姿存储参考每一插入部位的胫骨系O_T的x、y和z坐标。数据库可进一步维持描述每一韧带纤维的机械特性的信息，作为非线性弹性行为（k1和k2）和依赖于应变速率的行为（k3）的拟合系数的集合。为了以任何时间步长计算应变，界定每一韧带纤维的未应变长度l₀。可使用等式(l)来确定韧带应变ε。特定来说，可使用韧带插入部位之间的未应变长度或初始距离以及韧带插入部位之间的延伸距离。

图5A到5C说明用于对膝关节的机械结构进行建模的韧带结构的实例表示。如图5A到5C所示，多纤维韧带软组织模型可包含后中组件80和/或后侧组件81的韧带纤维。后中组件80可包含关于后中韧带插入部位82、深中副84、后被膜85和浅表中副86的几何结构和特性的信息。后侧组件81可包含关于后侧插入部位83、腘腓85和侧副87的几何结构和特性的信息。另外，多纤维韧带软组织模型可考虑纤维特性可随移动改变的事实。还可考虑例如邻近肌肉和重力等其它力。

软组织模型还可包含连接于股骨组件492与胫骨组件491之间的韧带纤维，如图5B所示。韧带纤维（a）和（b）表示前十字形91韧带ACL，其通常在总膝关节成形术（TKA）期间切除。韧带纤维（c）和（d）表示后十字形92韧带（PCL）的部分，其依赖于十字形保留。韧带纤维（e）、（f）和（g）表示侧副韧带（LCL），而韧带（h）、（I）和（j）表示中副韧带（MCL）。韧带（k）和（l）表示后被膜。

后中组件80、后侧组件81、股骨组件90和胫骨组件91组件可进一步包含关于二次力-位移；韧带力位移；线性硬度；总计切线硬度和现场应变的几何结构和特性。多纤维韧带软组织模型中采用的生物力学信息可经由使用尸体膝关节研究而获得。

这些韧带组成膝关节的主要被动负载承载结构，且当完好时，这些结构提供膝关节机械稳定性。手术程序和手术后韧带条件影响程序的机械（和临床）结果。不同植入装置和手术策略通常需要移除前和后十字形韧带中的一者或两者。为了适应程序的这些变化，可在模型中移除十字形韧带以模拟手术条件。类似地，医疗副韧带层的条件和松弛可在关节的运动学中扮演重要角色。为了适应此变化，还可调整经建模的韧带纤维的松弛和硬度，以实现所要机械行为。韧带结构中的每一者需要一个或一个以上纤维用于机械表示。每一纤维又需要在软件数据库中界定以上几何结构和机械数据。在图5A到5C中，经建模的个别纤维展示为暗线，在几何插入部位具有圆圈。每一韧带可在软件中以包括多个纤维的束建模，所述纤维每一者具有其自身的机械特性和几何插入部位。

图6A说明自然膝关节600。图6B说明安装在模拟器台中的假体膝关节601。模拟器的旋转运动识别为对应于弯曲-扩展、外展-内收和内-外旋转的解剖旋转的θ_x、θ_y和θ_z。沿着x、y和z轴的平移分别对应于解剖中-侧、前-后和压缩-撑开牵引平移。关节反作用力F_x、F_y和F_z以及力矩M_x、M_y和M_z传送到胫骨组件下方的多轴力变换器。展示表示中副韧带的深部纤维的两个计算韧带纤维610、615。完整计算模型可包括表示七个初级韧带和被膜结构的十五个或更多个纤维（见图5A到5C）。模拟器包括驱动旋转和平移运动的多个伺服-液压或机电致动器。可经由例如线性和旋转电位计等多个测量仪器来监视运动，以确定股骨和胫骨组件的当前位置和定向。用模/数转换器对这些位置和定向测量连同关节反作用力和力矩一起进行过滤、调节和数字化。经数字化的测量由数字信号处理器系统读取，且可用于驱动控制和计算算法。

图7是采用反馈控制系统来执行软组织控制的本发明的某些实施例的说明700。图4D中的控制系统的类似高级说明。每一受控运动轴由类似回路驱动。回路设计可灵活地适应若干致动器通道的不同需要。动力和运动学信号的系综控制模拟机产生的运动和力（例如，参考波形6）。每一参考波形6可为控制一个运动循环内的力、扭矩、位移或角（适于每一通道）的一系列时间数据。在某些实施例中，可将弯曲运动置于角位移控制下，将内-外旋转置于扭矩控制下，同时准许内翻-外翻自由旋转。可将轴向运动（压缩-撑开牵引）置于力控制下。此外，可将前-后位移置于力控制下，同时准许中-侧运动自由平移。

置于力或扭矩控制下的运动轴从虚拟软组织控制受益。位移受控运动和自由运动不直接依赖于虚拟软组织模型。然而，用适宜的仪器监视这些运动以确定假体组件的当前配置。

控制系统700包含由A、B、C和D识别的若干嵌套控制回路710、720、730、740。对应的反馈信号710F、720F、730F指示为FA、FB、FC和FD。控制系统的设置非常灵活，且准许将各个反馈信号和/或驱动信号映射到不同控制通道中。

标记为回路A的回路710是最内回路。此回路是主要用于在机器操作之前在样本的设置期间控制机器致动器的位置控制回路。模式切换控制若干增益和控制定律参数，以准许虚拟软组织模式与位置控制模式之间的无颠簸转换。此回路的控制定律遵循标准形式PID控制定律，其中：

e(n)＝y_ref(n)-y(n)

(r)

$u\left(n\right)=K_{p}e\left(n\right)+K_i\underset{k=0}{\overset{n}{\mathrm{\&Sigma;}}}e\left(k\right)+K_d(e\left(n\right)-e(n-1))$

(s)

误差信号由等式(r)界定为y_ref(n)与y(n)之间的差，y_ref(n)和y(n)分别是参考信号的第n个值和测得的过程变量（在此情况下，位置）的第n个值。值u(n)是供应到致动器的第n个输出样本，e(n)是第n个误差样本，K_p、K_i，和K_d是用于控制回路（PID）750的比例、积分和微分动作的用户可设定的增益。

当在虚拟软组织控制模式下操作时，可通过设定控制器参数来消除此回路以产生单位转移函数，同时迫使反馈信号为空值。

依据正控制的致动器通道针对力和/或扭矩控制设置标记为回路B的回路720。类似于回路A710，此回路720是标准形式PID回路，其实施由等式(r)和(s)描述的控制定律。在此情况下，y_ref(n)参考输入6将对应于f_主动-f_被动，其如先前阐释是必须由假体的接触力学供应以满足等式（d）中描述的力均衡要求的力的平衡。点FB720F处的反馈信号对应于y(n)，且是表示由于假体组件的材料接触而产生的关节反作用力的接触力或扭矩。

可在另一回路730（回路C，下文描述）中计算表示f_接触的信号f_主动-f_被动。将此差呈现给求和结点S2740，其中通过减去测得的接触力来计算误差信号。所述回路充当常规力控制回路，且试图将测得的接触力伺服到等效于主动力减软组织模型计算出的被动力的水平。

标记为回路C的回路730涉及软组织控制系统。此回路依赖于多纤维约束模型755。多纤维约束模型755接受依据测得的位置（A_x、A_y和A_z）和定向（θ_x、θ_y和θ_z）测量的当前配置760。上文描述的分析计算实时（例如，以每秒2000个样本）实行，以依据被动力（f_x、f_y和f_z）和扭矩（m_x、m_y和m_z）约束值确定约束输出770。依据通道使用情况，这些值表示均衡等式(d)中的f_被动。单个模型计算块可服务于所有通道。所述模型可接受六个运动学输入760，且产生六个动力输出770。将动力输出770映射到适当的致动器控制信道以满足均衡等式。在控制器的六个通道的每一者中在求和结点S1745处从主动力信号减去计算出的被动力和扭矩770。在一些实施例中，四个控制通道，即用于压缩-撑开牵引、前-后平移、中-侧平移和内-外旋转的通道被置于虚拟软组织控制下。

求和结点S1745的输出表示差f_主动-f_被动，所述差又传送到求和结点S2740。

标记为回路D的回路790是缠绕在整个控制回路周围的反复学习控制（ILC）回路。ILC回路包含作用于表示模拟器的一个运动循环的整个数据集合上的反复学习控制算法775。ILC算法775具有维持经建模活动的周期内的完整数据循环的若干存储器阵列。误差信号e_p(t)维持于一个存储器阵列中，同时使用第二阵列来累计前馈信号，所述前馈信号在求和结点S4747处与实时控制信号求和。ILC控制定律可由下式描述：

v_p+1(t)＝v_p(t)+k_toe_p0≤t≤T(t)

其中v_p+1(t)是经更新的控制信号，v_p(t)是控制信号的先前反复，k_to是学习控制增益，且e_p(t)是误差信号，t是时间，且T是循环活动的周期。

归因于假体组件接触的滑动接触性质，关节反作用力可由摩擦力支配。复合运动结果是一个循环过程期间的多次运动逆转，且在每一运动逆转处，可出现分离力（breakawayforce）。通常，摩擦分离伴有咯咯作响声和噪声以及高瞬时力水平。在严格的PID控制下，这些异常难以甚至不可能控制。ILC算法775克服这些困难，且促进平滑准确的跟踪性能。

虽然以上实例实施例涉及用于假体膝关节植入的测试系统，但应了解，可开发用以对用于身体的其它部分的假体执行磨损测试的系统。

应了解，例如本文通过流程图或框图说明或本文以其它方式描述的程序可以硬件、固件或软件的形式实施。如果实施于软件中，那么所述软件可以与本文的教示相符的任何软件语言实施，且可存储在此项技术中已知或以后开发的任何计算机可读媒体上。通常呈指令的形式的所述软件可由处理器以此项技术中所理解的方式编码和执行。

以上所述是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明所述原理的前提下，还可以作出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (17)

1.一种用于驱动假体元件的模拟器，其特征在于，其包括：

假体驱动机构，其驱动所述假体元件；

传感器，其测量施加到所述假体元件的力；

位移传感器，其测量所述假体元件的位移；以及

控制系统，其响应于所述传感器和模拟输入而驱动所述假体驱动机构，所述控制系统包含计算模型，其并入有一个以上的韧带的表示，其中各个韧带是藉由至少两纤维所表示，各个纤维的机械特性独立地被界定并且是可调整的，各个纤维的各个末端在模拟关节运动时附接至至少一插入部位，所述插入部位独立地被界定并且在三维空间中是可调整的；所述模型响应于所述位移传感器而基于所述纤维插入部位的位置来确定各个韧带纤维的长度，以及，使用各个纤维的所述机械特性与长度来确定各个韧带纤维的约束力或扭矩，所述控制系统组合所述经确定的约束力或扭矩以及所述经测量的力与所述模拟输入而用以驱动所述假体驱动机构。

2.根据权利要求1所述的模拟器，其特征在于，其中所述模型进一步响应于所述位移传感器而基于所述各个纤维的长度来确定各个纤维中的应变，以及基于所述各个纤维的机械特性与各个纤维中的应变来确定各个纤维中的应力。

3.根据权利要求2所述的模拟器，其特征在于，其中各个纤维中的应力是藉由计算表示着依赖于应变的硬度的不依赖于时间的量以及提供依赖于应变率的硬度与滞后的依赖于时间的量所确定。

4.根据权利要求1所述的模拟器，其特征在于，其中所述纤维的所述机械特性包含所述纤维的黏弹性特性。

5.根据权利要求1所述的模拟器，其特征在于，其中所述位移传感器包含位置与角位移传感器。

6.根据权利要求1到5中任一权利要求所述的模拟器，其特征在于，其中所述控制系统包括嵌套回路设计。

7.一种用于驱动假体元件的控制系统，其特征在于，所述控制系统包括：

数据库，其存储一个以上的韧带的表示，其中各个韧带是藉由至少两纤维所表示，各个纤维的机械特性独立地被界定并且是可调整的，各个纤维的各个末端在模拟关节运动时附接至至少一插入部位，所述插入部位独立地被界定并且在三维空间中是可调整的；以及

执行计算模型的处理器，所述计算模型并入所述韧带纤维的表示并且响应于测量所述假体元件的位移的所述位移传感器，而基于所述纤维插入部位的位置来确定各个韧带纤维的长度，以及，使用各个纤维的所述机械特性与长度来确定相对于各个韧带纤维的约束力或扭矩，

所述控制系统组合所述经确定的约束力以及施加于所述假体元件的经量测的力与模拟输入而用以驱动驱动所述假体元件的所述假体驱动机构。

8.根据权利要求7所述的控制系统，其中所述模型进一步响应于所述位移传感器而基于所述各个纤维的长度来确定各个纤维中的应变，以及基于所述各个纤维的机械特性与各个纤维中的应变来确定各个纤维中的应力。

9.根据权利要求8所述的控制系统，其中各个纤维中的应力是藉由计算表示着依赖于应变的硬度的不依赖于时间的量以及提供依赖于应变率的硬度与滞后的依赖于时间的量所确定。

10.一种用于驱动假体元件的模拟器，其特征在于，其包括：

假体驱动机构，其经配置以在所述假体元件的加速磨损测试期间驱动所述假体元件；

传感器机构，其测量施加到所述假体元件的力；

位置与角位移传感器，其测量所述假体元件的位移；

模拟输入，其表示所述模拟器的动作；以及

闭合回路反馈控制系统，其响应于所述传感器而确定用于所述驱动机构的驱动信号，所述控制系统包含并入有一个以上的韧带的表示的计算模型，其中各个韧带是藉由至少两纤维所表示，各个纤维的机械特性是独立地被界定并且是可调整的，各个纤维的各个末端在模拟关节运动时附接至至少一插入部位，所述插入部位独立地被界定并且在三维空间中是可调整的；

所述模型响应于所述位置以及角位移传感器而基于所述纤维插入部位的位置来确定各个韧带纤维的长度，以及，使用所述各个纤维的机械特性与长度来确定相对于各个韧带纤维的约束力，所述控制系统组合所述经确定的约束力以及经量测的力与所述模拟输入而用来确定所述驱动信号。

11.根据权利要求10所述的模拟器，其中所述模型进一步响应于所述位置与角位移传感器而基于所述各个纤维的长度来确定各个纤维中的应变，以及基于所述各个纤维的机械特性与各个纤维中的应变来确定各个纤维中的应力。

12.根据权利要求11所述的模拟器，其中各个纤维中的应力是藉由计算表示着依赖于应变的硬度的不依赖于时间的量以及提供依赖于应变率的硬度与滞后的依赖于时间的量所确定。

13.一种在模拟器中驱动假体元件的方法，其特征在于，其包括：

提供计算模型，其包含并入有一个以上的韧带的表示，其中各个韧带是藉由至少两纤维所表示，各个纤维的机械特性是独立地被界定并且是可调整的，各个纤维的各个末端在模拟关节运动时附接至至少一插入部位，所述插入部位独立地被界定并且在三维空间中是可调整的；

将驱动所述假体元件的模拟输入施加到控制系统；

感测施加到所述假体元件的力；

感测所述假体元件的位移；

在所述计算模型中响应所述经感测的位移而基于所述纤维插入部位的位置来确定各个韧带纤维的长度，以及，使用各个韧带的所述机械特性与长度来确定相对于各个韧带纤维的约束力；以及

在驱动所述假体元件的过程中将所述模拟输入与所述所确定的约束力和所述测得的力组合。

14.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，其中响应于所述经感测的位移进一步包括响应于所述经感测的位移而基于所述各个纤维的长度来确定各个纤维中的应变，以及基于所述各个纤维的机械特性与各个纤维中的应变来确定各个纤维中的应力。

15.根据权利要求14所述的方法，其特征在于，其中各个纤维中的应力是藉由计算表示着依赖于应变的硬度的不依赖于时间的量以及提供依赖于应变率的硬度与滞后的依赖于时间的量所确定。

16.根据权利要求13所述的方法，其特征在于，其中所述纤维的所述机械特性包含所述纤维的黏弹性特性。

17.根据权利要求13到16中任一权利要求所述的方法，其特征在于，其中感测位移包含感测位置与角位移。