CN105517510B - 矫形技术关节装置及其控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于控制下肢的矫形技术关节装置(1)的方法，该关节装置具有一个上部分(2)和一个铰接式安置在上部分上的下部分(3)，在所述上部分和下部分之间布置了转换装置(5)，通过所述转换装置在上部分(2)相对于下部分(3)摆动期间转换来自该相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器(54)中并且在时间上错开地再输入给所述关节装置(1)，以便支持该相对运动，其中，将存储的能量逆变转换并且在支持所述相对运动期间受控地进行机械功的输入。

Description

矫形技术关节装置及其控制方法

技术领域

本发明涉及一种用于控制下肢矫形技术关节装置的方法，该关节装置具有一个上部分和一个铰接式安置在上部分上的下部分，在上部分和下部分之间布置了转换装置，通过所述转换装置在上部分相对于下部分摆动期间转换来自该相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器中并且在时间上错开地再输入给关节装置，以便支持所述相对运动。本发明还涉及一种下肢矫形技术关节装置，具有一个上部分和一个铰接式安置在上部分上的下部分，在上部分和下部分之间布置了转换装置，通过所述转换装置在上部分相对于下部分摆动期间转换来自该相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器中并且在时间上错开地再输入给关节装置，以便支持所述相对运动。这样一种矫形技术关节装置尤其有利于假肢，但也可以用在矫形器中。

背景技术

大多数下肢假肢是如此设计的：使得运动能只转换成热，以影响假肢行为，大多不发生能量的主动输入。假肢使用者在行走时例如通过其具有髋部肌肉系统的残肢控制假肢膝关节。在此，行走实验室的研究表明，这种方式的行走比健康的被测试者需要更多的能量，特别是在缓慢行走和交替上台阶时，假肢使用者必须比健康的被测试者施加更大的能量。

如果在行走的确定阶段给假肢或矫形器输入能量，则假肢使用者或矫形器使用者必须少施加自己的能量，在摆动阶段期间的离地自由性可以提高而且运动总体来说更安逸和舒适。

存在所谓的主动假肢膝关节，在这种假肢膝关节中，驱动装置模仿整个运动过程，在此，电动机这样设计，使得能够模拟通常的行走模式。其后果是，电动机必须设计得较强而且能量供应相应困难。对于足够强的电动机，控制功能失灵对于使用者是一种危险。如果电动机设计得较弱，则不再能满足全部行走多样性。另一个缺点在于，在一定运动开始之后，即使当状况改变或者使用者意愿改变，使用者也被强制进行已开始的运动。使用者则不再对运动可能性有影响并且被动运动。

除了电动机驱动的假肢膝关节外，从US 2010/0312363 A1中已知一种装有电动机和弹簧蓄能器的假肢膝关节，其中为了减低驱动装置费用，来自运动的能量被存储在弹簧内并且在达到一定角度位置后再被释放。该支持可以这样确定尺度，使得能够在平地行走或者也可上台阶。

发明内容

本发明的任务是，提供一种用于控制矫形技术关节装置的方法和一种这样的关节装置，通过它们能够凭直觉使用矫形技术关节装置，提供高度安全性并且能实现长的使用寿命。

根据本发明的方法用于控制下肢的矫形技术关节装置，该关节装置具有一个上部分和一个铰接式安置在上部分上的下部分，在上部分和下部分之间布置了转换装置，通过该转换装置在上部分相对于下部分转动期间转换来自该相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器中并且在时间上错开地在输入给该关节装置，以便支持该相对运动，该方法规定，将存储的能量逆变转换并且用于支持相对运动和在支持相对运动期间的机械功输入受控地进行。在从蓄能器、例如弹簧释放能量时，按照现有技术，存储的能量冲击式地输入给关节装置，也就是由上部分和下部分以及铰节式支承结构组成的系统，使得在很短时间段上导入高的能量。按照本发明规定，存储的能量受控地再输入给该系统并且转换成机械功和支持上部分相对于下部分的移位，以便在较长时间段上支持该运动，使得能够进行假肢装置或者矫形装置的接近于自然运动过程的运动。按照现有技术，与改变了的行走模式、速度或者不同病人的适配只能特别费事地实施，其方式是使用专门适配的弹簧，这对日常使用来说是不实际的。相反，按照本发明，向系统中的释放输出受到控制，使得可以在较长时间段上馈入所需的能量，以便如愿地影响行走姿势。

通过外部地对蓄能器输入或取出能量可以改变机械功的输入。如果蓄能器涉及到弹簧，则可以通过再张紧弹簧来进行输入的能量，能量的取出或减少可以通过使弹簧松弛、例如通过使弹簧支座移位来进行。如果蓄能器构造成电蓄能器，例如电容器、电池或蓄电池，则可以通过激活发电机或者从第二个蓄能器导入来进行能量改变，能量的减少通过连接一个用电器或转入用于电能的第二蓄能器来进行。

本发明的一个改进方案规定，给蓄能器配置一个致动器，通过该致动器将蓄能器充注到或者带到最低水平，如果相对运动对此来说不足够。如果通过运动提供的能量不足以为蓄能器供给足够的能量用于下一步或者用于运动进程，其中，最低量取决于行走速度、行走状况和病人的个人现实情况，则按照本发明规定，在行走期间和在将能量反馈用于支持相对运动之前，将蓄能器添充注到设定的水平，例如通过张紧弹簧或者通过驱动给电动蓄能器充电的发电机。

为了可以精确确定支持运动的时间点，按照本发明规定，给蓄能器配置一个释放装置，通过该释放装置将能量从蓄能器部分或者全部释放。释放装置确定能量输出的时间点，能量输出的持续时间和过程在全部释放的情况下不由释放装置控制，而是通过蓄能器中的变化、也就是说通过取出或者输入能量来控制。在部分释放时，式输出的能量降低，使得可以调节支持运动的初始水平。通过部分释放可以进行例如对行走速度、病人或行走状况的适配，通过蓄能器上的变化来进行对支持的精细影响。

机械功可以根据一个判据或者多个判据的组合输入，即根据上部分相对于下部分的角度位置、上部分和/或下部分的空间位置、上部分和/或下部分的角速度和/或上部分和下部分之间的相对速度和/或负荷状况和/或上部分和/或下部分的加速度，使得能够对运动进行在时间上和量上尽可能精确的支持。上部分和下部分相对彼此的和在空间中的位置可以由角度传感器或者惯性传感器确定，相对彼此的或在空间中的速度或者加速度由加速度传感器或者由角度传感器和加速度传感器的组合来确定，负荷状况可以通过力传感器测定。通过这些传感器不仅可以确定能量释放的时间点，而且也可以确定对应的行走状况、行走速度以及对应部件相对彼此或者在空间中的当前位置，通过此可以确定和控制用于支持运动的能量输入的量和进程。

本发明的一个改进方案规定，根据一个判据或者多个判据的组合，即上部分相对于下部分的角度位置、上部分和/或下部分在空间中的位置、上部分和/或下部分的角速度和/或上部分和下部分之间的相对速度和/或负荷状况和/或上部分和/或下部分的加速度，从蓄能器取出能量或者再输入给蓄能器，以便能受控地控制运动。

转换装置的用于改变要转换的机械功的能量量值和/或逆变转换的能量量值的采取干预的时间点可以调整，使得例如可根据行走速度、病人的行走状况或个人参数来调整，要存储的能量是多大或者要输出的能量必须多大。在希望大的能量时规定，在转换时发生尽可能早的干预，使得例如发电机很早并且很长时间地被驱动或者弹簧被很大程度地预紧，以便将在行走时、例如脚跟踩地时站立阶段屈肌收缩中的机械功最大程度地转换成弹簧的势能或者蓄电池或电容器的电能。如果调节在逆变转换时的干预时间点，例如通过使止挡移位或者根据角度释放，则在步子的一个较晚时间点导入能量，由此能够达到改变行走姿势。当转换装置没有由于上部分和下部分之间的相对运动而激活时，蓄能器可以由致动器充注，使得致动器不必逆着相对运动做功。此外，通过致动器给蓄能器充注在时间上编排到一个不从关节装置转换机械功的阶段中的优点是，可以在一个长的时间段上存储能量，这导致，致动器可以相应地尺寸较小，以便在长的时间段可以提供希望的能量。如果例如弹簧通过作为致动器的电动机张紧，则该致动器可以设计得比较小并且以一个传动比与弹簧耦合，使得可以在比较大的时间段上张紧弹簧。这同样适用于电能的转换和存储。

本发明的一个改进方案规定，除了影响蓄能器外附加地通过缓冲装置影响相对运动，使得不仅仅必须通过蓄能器进行控制，这导致，在影响行走姿势方面存在大的变化可能性。此外，可以通过附加的缓冲装置更容易地截获峰值负荷。

一种下肢矫形技术关节装置具有一个上部分和一个铰接式安置在上部分上的下部分，在上部分和下部分之间布置了转换装置，通过该转换装置在上部分相对于下部分摆动期间转换来自该相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器中并且在时间上错开地再输入给关节装置，以便支持该相对运动，该关节装置规定，给蓄能器配置有一个致动器，该致动器在支持该相对运动期间给蓄能器可控地输入能量或者取出能量。通过经由致动器来对蓄能器可控地输入或者可控地取出能量，可以在半主动的关节装置、特别在半主动假肢膝关节中特别简单和可靠地影响行走姿势。

转换装置可以构造成弹簧或换能器，例如发电机，以便将在上部分和下部分之间相对运动时积蓄的机械功或者以势能存储在弹簧中，或者以电能存储在例如呈蓄电池形式的电蓄能装置内、可充电电池内或者电容器内，或者以其他能量形式存储。

蓄能器可以构造成弹簧、弹簧蓄能器、例如与流体致动器连接的蓄压器，或者蓄电池，其中，蓄电池也理解为电容器或者可充电电池。

在上部分和下部分之间可以布置单独的缓冲装置，以便能够在通过蓄能器支持时更好地控制相对运动。通过蓄能器与单独的缓冲装置的影响的叠加可以更精确而且更可靠地影响行走姿势。

单独的缓冲装置是可调节地构成的，以便根据传感器数据、例如关于关节角度、行走速度、角速度或者上部分和/或下部分的绝对角度来提供适配的缓冲。缓冲装置可以通过致动器调节，以便达到减小或者加大缓冲。

转换装置能够可调节地与上部分和/或与下部分耦合，以便使干预位置或者调节行程移位。通过此能够如所希望的那样不仅影响能量量值而且也影响能量输入时间点。

转换装置或者蓄能器或者两个部件都可以作为组合具有至少两个弹簧，这些弹簧在关节装置的不同角度范围上起作用。这些弹簧可以具有不同的弹簧刚度，使得能够适应当时运动的要求地输入力。如果例如规定，通过转换装置支持或者引起膝关节的摆动阶段开始，则要考虑，为此所需要的支持力矩不是线性的。非线性支持力矩可以用一个线性弹簧产生，如果该弹簧在其特性方面受到缓冲器和/或致动器影响。为了避免为此需要的费用，可以将两个或者多个弹簧相互耦合或者连接，其中，这些弹簧可以具有不同的弹簧特性或者弹簧刚度并且在不同的角度范围上起作用。如果例如在弯曲开始时希望高的支持力矩，则可以通过并联或者串联的弹簧组合简单地达到这一点。角度相关性可以通过对其中一个弹簧的纵向导向来达到，该弹簧例如从完全松弛起在一个长形孔内或者可伸缩地被导向，使得该弹簧对运动不产生影响。例如具有另外的刚度或者弹簧长度的第二弹簧或者另一弹簧在较长的时间段上或者关节装置的较大摆动角度上起作用。在并联连接的情况下得到非线性的变化曲线，该变化曲线可以简单地适配于希望的力矩变化曲线。有利的是不必为了适配力矩变化曲线而使用缓冲器，使得少量的能量转换成没有用的热。如果只存在一个弹簧，则该弹簧必须设计得更强并且在弯曲运动的一定阶段将多余的能量缓冲掉。此外不需要用于缓冲器调节的费用。

附图说明

借助下列实施例详细解释本发明的实施例。相同的部件用相同的参考标号标记。附图中示出：

图1：具有作为蓄能器的弹性肌腱的关节装置；

图2：图1的变型方案，具有可移动的弹簧附接装置；

图3：具有布置在下部分中的弹簧的变型方案；

图4：图3的变型方案，具有中间连接的致动器；

图5：具有作为蓄能器的扭曲丝的变型方案；

图6：在不同行走速度时的驱动力矩变化的示意图；

图7：在不同行走速度时的关于关节角度的不同移位行程的示意图；

图8：关于关节角度的杠杆臂变化的示意图；

图9：关于膝盖角度的缓冲器屈曲缓冲调整示意图；

图10：在并联弹簧情况下的力矩变化的示意图。

具体实施方式

图1示出假肢膝关节形式的矫形技术关节装置，具有上部分2，在该上部分上布置了大腿筒20用于接收大腿残肢。相对于上部分2在远体侧铰接式固定了下部分3，使得上部分2可以相对下部分3摆动。在上部分2上在背侧构造有托架21，在该托架上一方面布置了呈液压或气动缓冲器形式的缓冲装置50，另一方面布置了呈弹性肌腱形式的蓄能器54。弹性肌腱通过变速传动装置11与呈电动机形式的致动器10连接。该电动机布置在小腿管内，该小腿管固定在下部分3上。弹性肌腱形式的蓄能器54固定在变速传动装置11和托架12上，电动机被激活，该电动机通过变速传动装置11作用于托架12上并且可以使弹性肌腱或者张紧或松弛，其方式是，托架12向远体侧或近体侧方向移位或者向其中一个或另一方向扭转，以使弹性肌腱卷起或者展开。因此，托架12形成蓄能器54的可移位的支承点，通过此可行的是，在下部分3伸展运动时调整弹性肌腱的张紧过程的开始。通过托架12可以实现可移位的、弹性的伸展止挡，该伸展止动通过致动器10调节。通过下部分3的伸展运动，构造成弹簧的蓄能器54被张紧并且接收下部分3的一部分运动能。这例如可以在摆动阶段结束时或者在足跟着地并且站立阶段屈肌收缩之后进行。在站立阶段伸展的范围内弹簧张紧并且在站立阶段期间保持继续张紧。

在最终的站立阶段，为了支持摆动阶段开始，存储的能量被再输出，弹性肌腱收缩并且将势能转化成机械功，以便支持下部分3的屈肌收缩。如果在蓄能器54内要存储多的能量，则致动器10使弹性肌腱预张紧，其方式是，托架12远体侧移位或者向卷起方向扭转，如果要存储少的能量，则托架12向近体侧移位或者肌腱展开。在所示出的实施例中，蓄能装置同时是转换装置5，在该转换装置中，来自相对运动的机械功被转换成势能。

除了转换装置5或者说蓄能器54外附加设置了呈液压式或气动式缓冲器形式的单独的缓冲器50，该缓冲器构造成可调节的，从而通过缓冲装置50可以在行走期间不仅在屈肌收缩方向而且在伸展方向影响缓冲。

为了在摆动阶段开始时受控地进行支持，设置，通过致动器10、变速传动装置11和托架12的移位或扭转来改变弹性肌腱的预紧力，以便能够更好地控制能量释放。已经表明，一个弹簧单独作为力存储器引起太大而且太快的力导入，这会使病人感觉不舒服。为了不仅能控制能量导入时间点而且也能控制能量量值和功率，可以根据上部分2相对于下部分3的角度位置、上部分2和/或下部分3相对彼此的角度位置或者在空间内的角度位置、角速度或者行走速度进行对蓄能器54的操纵，以便限制功率并且此外控制能量输出的时间进程。通过弹簧的松弛能够使少量的能量被带入关节装置1内，通过弹簧的再张紧能够经越更长时间和经越更大屈肌收缩角度地保持对屈肌收缩的支持，以便达到希望的协调的行走姿势。

在图2中示出了本发明的变型方案，在该变型方案中，取代弹簧的松弛或张紧，基本上在其纵向伸展中在远体侧支承点处进行移位。上面的固定点在可移动的弹簧附接装置25中被导向，该弹簧附接装置通过致动器10在双箭头方向上往复移动。弹性肌腱视铰接点和运动方向而定张紧或松弛。不仅在图1中而且也在图2中，来自伸展运动的能量被存储在弹性肌腱内。在伸展运动结束后可行的是，如果预期的要施加的能量不足以在屈肌收缩开始时引起希望的支持，则电动机可以紧接着使肌腱再张紧。该再张紧有利地在关节装置1位于完全伸展的状态时进行，以便只须克服尽可能小的预紧运动做功。通过或者调节弹性肌腱的预紧力、或者调节近体侧支承位置，能够调节延伸角，从该延伸角起转换装置5被激活，通过此也可以确定，在蓄能器54中应存储多少能量。

在图3中示出关节装置1的变型方案，在该变型方案中，呈弹簧形式的转换装置5布置在小腿管内。致动器10与弹簧5连接并且可使该弹簧压缩或者松开，视弹簧构造为压力弹簧或者螺旋弹簧而定。弹簧5通过压杆11与止挡16耦合，该止挡固定在上部分2上。通过激活电动机，可改变弹簧5的底点，由此可以通过压杆11确定，什么时候弹簧5与止挡16发生接触。压杆11与止挡16发生接触越早，调节行程和弹簧5的压缩越大，使得在弹簧5内存储相应多的能量。与此相应，在逆变转换时，从该弹簧通过压杆11将多的能量传递到止挡16上，从而可以达到增大的屈肌收缩支持。为了影响能量释放，弹簧5在支持运动时或者张紧或者松弛。

在图4中示出一种变型方案，该变型方案基本与图3相应，但致动器10必要时与螺杆传动装置和一个方向上的自由轮机构一起布置在弹簧5和压杆11之间，使得弹簧5的底点保持固定，但弹簧5可用电动机预紧。如果开始支持屈肌收缩，则电动机必须一起转动，以便将能量释放并通过压杆11和止挡16传递给关节装置，由此可通过能量释放达到特别好的控制。同样可行的是停止能量释放，当对状况做了错误估计时这会是有意义的。

在图5中示出作为蓄能器54和转换装置5的扭曲丝，在该转换装置中，通过丝的扭曲实现缩短。通过增多或者减少扭曲可以调节接触点，从该接触点起扭曲丝建立拉力。在电动机和扭曲丝之间设置了轴向去耦合装置13。

除了示出的作为弹簧的蓄能器实施方式之外，蓄能器必要时也可以通过变速传动装置和作为呈电池、蓄电池或电容器形式的电蓄能器的发电机构成。为了将存储的电能逆变转换，发电机转换为电动机，使得可以对下部分3相对于上部分2的相对移位进行驱动和支持。为了提高能量量值，可以给电动蓄能器配置发电机，同样可行的是，设置另一蓄能器，该蓄能器用作缓冲器，在该缓冲器中存储多余的电能或者由该缓冲器提供附加需要的能量。

用作蓄能器54的弹簧可以构造成拉力弹簧、压力弹簧、扭转弹簧或者弹性体元件，所述弹簧从由致动器10调整的确定伸展角度起发生接触，并且不仅从该时间点起将机械功转换成能量，而且为了支持运动而将能量反馈回来。在此，弹簧接收来自伸展方向上的运动的能量，并且同时用作制动装置和伸展止挡。在摆动阶段开始时，能量又被输出并且帮助使用者开始摆动阶段。通过致动器10可以调节弹簧在能量输出时的接触时间点，从而在不同的行走速度时实现不同的、受控的支持。同样可行的是，如果通过先前的运动存储的能量不足以提供足够的支持，例如在特别缓慢地行走时或者在下台阶时机械功不足以充分地张紧弹簧，则通过电动机10再张紧对应的弹簧。可以如在图3中示出的那样给弹簧5配置释放装置14，通过该释放装置可附加保证用于释放存储的能量的触发时间点。

为了保证触发释放，关节装置1可以包含保险装置，该保险装置由缓冲器50内的液压装置或者由电动机10的控制装置构造成，该保险装置确保，施加的弹簧能又被适时地减少。

由于在伸展时运动能量至少部分地被存储的事实，电动支持可很节省地工作。结果是用于致动器10的电池可以小而且轻，致动器10本身也是一样，因为致动器10在站立阶段再张紧时有足够的时间来张紧弹簧，并且能量供应不必如为了开始摆动阶段所需要的能量输出那样快地进行。电动机10控制从弹簧释放能量，必要时与单独的缓冲器20连接。通过蓄能器进行的屈肌收缩支持在交替上台阶时以及在跨越障碍时对达到必要的弯曲角度是有帮助的，并且节省了髋部工作。

在图6中例如示出了在不同行走速度时关于关节角度α的驱动力矩。该描述针对三个不同的行走速度进行，其中，对应的行走速度在曲线图中用不同的符号示出，最低行走速度用三角形标记，中间行走速度用圆标记并且最高行走速度用X标记。驱动力矩是有效的驱动力矩，单位Nm，即通过存储装置5存储并且又反馈的能量扣除损失如缓冲或摩擦。可以看出，起初以很高的驱动力矩工作，以便在开始时可以提供屈肌收缩支持。在从最大伸展位置起测量的关节角度α、当前是膝盖角度增大时，要施加的驱动力矩首先陡降，在一个小的角度范围上保持恒定，短时又上升，然后下降，至最大屈肌收缩时降到零。可以看出，用三角形代表的在小行走速度时的屈肌收缩支持结果比在高行走速度时大。在图6中示出的那样的驱动力矩变化用一个弹簧在没有机动影响的情况下由于再张紧或者松弛是不能产生的，因为按照本发明在驱动力矩急剧下降后在进一步的时间段上力矩维持不变，直至达到最大角度。

图7示出了曲线图，在该曲线图中关于关节角度α绘出电动机10的牵拉行程。列举了不同的行走速度，它们也用三角形、圆和X标记，最小行走速度用三角形代表。该图涉及到在图1、3和5的实施方式中的电动机10的平移运动。按照图7的移位行程这样协调，使得可实现按照图6的驱动力矩曲线。对应的变化对于每个选择的弹簧来说是不同的并且可以视弹簧特性而定导致较大的或者较小的移位行程。目标是，达到尽可能小的移位并由此达到弹簧的张紧。在弯曲开始起动时可以看出，电动机能使弹簧滑动回去，以便达到尽可能快地降低力，以便继续保持受控的屈肌收缩的感觉。在较大角度时弹簧又被张紧，以便保持或者再提高力。在这里也重要的是，在行走速度缓慢时必须加大支持。弹簧的释放以及从而用于屈肌收缩支持的能量的释放和电动机的驱动同时进行，使得在屈肌收缩支持的整个过程中能进行控制。

图8针对不同行走速度关于关节角度α示出了按照图2的实施方式的杠杆臂的变化。在这里也随着弹簧的释放同时激活电动机10，以调节杠杆臂。首先使杠杆臂快速变小，以便使力降低，紧接着又使杠杆臂增大，以便在一个大的角度范围α上施加力并且支持屈肌收缩运动。

在图9中关于关节角度α示出了在不同速度时缓冲装置50的屈肌收缩缓冲调整。与前面的图不同的是，最低行走速度用正方形标记，中间行走速度用三角形标记并且最高行走速度用棱形标记。首先设置缓冲装置50的中间屈肌收缩缓冲调整，其随着关节角度α增大而下降。在高行走速度时，在摆动阶段结束时，可以提高屈肌收缩缓冲，以便避免下部分3过度弯曲。通过改变缓冲装置50中的屈肌收缩缓冲调整可以与电动机控制装置相结合地对用于支持运动的能量引入进行有效和安全以及简单的控制。

除了示出的作为屈肌收缩支持的实施方式外，该装置原则上也可以用于支持伸展，用于支持屈肌收缩的结构方案相应的也适用于支持伸展，其中也可行并且设置，屈肌收缩支持和伸展支持共同布置在一个关节装置中。

在图10中示出了两个并联弹簧a、b的力矩变化曲线，其中，关于关节角的角度α绘出了支持力矩，单位Nm。在示出的实施例中涉及在矫形膝关节或者假肢膝关节摆动阶段开始时的用于支持力矩的力矩变化曲线。在摆动阶段开始时的必要支持力矩是非线性的并以虚线形式用标记d标明。原则上能够通过线性弹簧产生这样的弹簧特性曲线或者这样的力矩，其中，该弹簧与缓冲器或致动器耦合，以便在弹簧特性方面影响该线性弹簧。代替致动器或缓冲器，在图10中示出了具有不同弹簧刚度的两个弹簧的联接，这些弹簧在不同的角度范围内起作用。第一弹簧a关于不同的角度α具有几乎线性的力矩变化曲线。该弹簧刚度比在第二个弹簧b中低，该第二弹簧具有较高的弹簧刚度，但只在最大到α＝15°的角度有效。两个弹簧a、b的组合导致力矩变化曲线c，该力矩变化曲线很好地接近希望的力矩变化曲线d。弹簧b的力矩变化曲线规定，它只在最大到15°的弯曲角度有效，然后，存储的能量被转换并且不再有助于进一步的膝盖弯曲。这例如可以由此发生：弹簧b实施为拉力弹簧并且在一个纵向导向装置中被导向，如在具有并联弹簧a、b的关节示意图右上方示出的那样。第一弹簧a在较长的摆动行程或摆动角度α上有效，而同样构造成拉力弹簧的弹簧b被这样构造并在其长度方面确定尺寸：使得该弹簧在达到预先确定的角度后不再有助于关节的继续弯曲。第一弹簧a具有比第二弹簧b小的刚度并且在较长的时间段或者角度范围上起作用，使得在两个弹簧联接情况下得到组合的力矩变化曲线c，该力矩变化曲线与希望的力矩变化曲线d很接近。希望的变化曲线d可从试验求出，尤其在假肢膝关节或者矫形膝关节情况下，力矩变化曲线可以针对不同的行走速度而改变，使得在假设的中间行走速度情况下可得到用于所有速度的良好折衷。

该布置的一个优点是，存储在弹簧a、b中的全部能量可以被用于关节的弯曲，不必为致动器使用外部能量或者使存储在弹簧a、b内的能量通过缓冲器消散。在只有一个弹簧的情况下，该弹簧必须设计得更强并且在确定的角度范围内多余的能量通过缓冲器来转换。

Claims (16)

1.用于控制下肢的矫形技术关节装置(1)的方法，所述关节装置具有一个上部分(2)和一个铰接式安置在上部分上的下部分(3)，在所述上部分和下部分之间布置有转换装置(5)，通过所述转换装置在上部分(2)相对于下部分(3)摆动期间转换来自该摆动的相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器(54)中并且在时间上错开地再输入给所述关节装置(1)，以便支持该相对运动，其特征在于，将存储的能量逆变转换并且在支持所述相对运动期间受控地进行机械功的输入，通过外部地对蓄能器(54)输入或取出能量来改变机械功的输入，调节转换装置(5)的采取干预时间点以改变要转换的机械功的能量量值和/或逆变转换的能量量值。

2.按照权利要求1所述的方法，其特征在于，给蓄能器(54)配置一致动器(10)，通过所述致动器将所述蓄能器(54)充注到最低水平，如果所述相对运动对此不足够。

3.按照前述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，给所述蓄能器(54)配置一释放装置(14)，通过所述释放装置将能量从所述蓄能器(54)释放。

4.按照权利要求1或2所述的方法，其特征在于，根据下列判据中的至少一个或者多个下列判据的组合来输入机械功：

-上部分(2)相对于下部分(3)的角度位置，

-上部分(2)和/或下部分(3)在空间中的位置，

-上部分(2)和/或下部分(3)的角速度，

-上部分(2)和下部分(3)之间的相对速度，

-负荷状况，

-上部分(2)和/或下部分(3)的加速度。

5.按照权利要求1或2所述的方法，其特征在于，根据下列判据中的至少一个或者多个下列判据的组合来输入或取出能量：

-上部分(2)相对于下部分(3)的角度位置，

-上部分(2)和/或下部分(3)在空间中的位置，

-上部分(2)和/或下部分(3)的角速度，

-上部分(2)和下部分(3)之间的相对速度，

-负荷状况，

-上部分(2)和/或下部分(3)的加速度。

6.按照权利要求2所述的方法，其特征在于，当转换装置(5)没有由于上部分(2)和下部分(3)之间的相对运动而激活时，蓄能器(54)由致动器(10)充注。

7.按照权利要求1或2所述的方法，其特征在于，通过缓冲装置(50)影响所述相对运动。

8.下肢的矫形技术关节装置，具有一个上部分(2)和一个铰接式安置在上部分上的下部分(3)，在所述上部分和下部分之间布置有转换装置(5)，通过所述转换装置在上部分(2)相对于下部分(3)摆动期间转换来自该摆动的相对运动的机械功并将其存储在至少一个蓄能器(54)中并且在时间上错开地再输入给所述关节装置(1)，以便支持所述相对运动，其特征在于，给所述蓄能器(54)配置有致动器(10)，所述致动器在支持所述相对运动期间可控地对所述蓄能器(54)输入或取出能量，所述转换装置的用于改变要转换的机械功的能量量值和/或逆变转换的能量量值的采取干预的时间点可以调整。

9.按照权利要求8所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述转换装置(5)构造为换能器。

10.按照权利要求8或9所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述蓄能器(54)构造为弹簧或者蓄电池。

11.按照权利要求8或9或所述的矫形技术关节装置，其特征在于，在上部分(2)和下部分(3)之间布置有单独的缓冲装置(50)。

12.按照权利要求11所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述单独的缓冲装置(50)是可调节地构成的。

13.按照权利要求8或9所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述转换装置(5)可调节地与上部分(2)和/或下部分(3)耦合，以使干预位置或者调节行程移位。

14.按照权利要求8或9所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述转换装置(5)和/或蓄能器(54)具有由至少两个弹簧构成的组合，这些弹簧在关节装置的不同角度范围上起作用。

15.按照权利要求14所述的矫形技术关节装置，其特征在于，这些弹簧具有不同的弹簧刚度。

16.按照权利要求9所述的矫形技术关节装置，其特征在于，所述转换装置(5)构造为弹簧蓄能器。

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