KR100810543B1 - 속도-적응성 및 환자-적응성 무릎 보철기 - Google Patents

속도-적응성 및 환자-적응성 무릎 보철기 Download PDF

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Abstract

본 발명은 무릎 보철기(110)를 위한 자동화된 속도-적응성 및 환자-적응성 제어구조 및 시스템에 관한 것이다. 제어구조 및 시스템은 자동적으로 스탠스 및 스윙 상태 무릎 저항을 매우 다양한 보행 활동하의 특정 착용자에 맞추기 위하여 보철(110)의 위치에서 측정된 감각정보를 이용한다. 바람직하게, 환자의 특정 정보가 보철전문의 또는 환자들에 의해 무릎 보철기(110) 내에 미리 프로그램될 필요가 없다. 이 시스템(110)은 환자-적응성 및 속도-적응성이기 때문에 일단 환자가 보철전문의의 시설을 떠나면 다양한 타입의 장애에 적응할 수 있다.

Description

속도-적응성 및 환자-적응성 무릎 보철기{SPEED-ADAPTIVE AND PATIENT-ADAPTIVE PROSTHETIC KNEE}
본 발명은 일반적으로 무릎 보철기, 더욱 상세하게는 외부 무릎 보철기에 관한 속도-적응성 및 환자-적응성 조절 구조 및 시스템에 관한 것이다.
대부분의 종래 활동력이 있는 무릎 보철기는 절단환자가 한걸음 한걸음 걸을 때 관절의 제동이 마이크로프로세서에 의해 제어되는 다양한 토크 브레이크이다. 공기식, 유압식, 자력유동학식을 포함하는 많은 브레이크 기술이 무릎에 채용되어 왔다.
가장 최근의 보철 기술에 있어서, 보철전문의들은 무릎 보철기가 느린, 적당한 그리고 빠른 보행 속도에서 자연스럽게 움직이도록 인공다리를 조정하는 무릎 저항을 절단환자들에 맞춘다. 사용하는 동안, 보철기에 있는 국부센서가 보행 속도를 감지하는데 사용된다. 또한 마이크로프로세서는 주문된 값에 기초를 둔 무릎 저항 또는 단지 특정한 환자를 위한 보철전문의에 의해 미리 프로그램된 데이터를 조절한다.
불리하게도, 무릎 보철기를 프로그램하기 위한 어떤 방법론은 보철전문의와 환자 모두에게 시간 낭비이고 개개의 환자를 위해 반복되어야 한다. 게다가, 환자 또는 환자의 환경에서의 예기치 못한 변화는 환자가 보철전문의 시설을 떠난 후에 무릎 보철기에 의해 보정될 수 없다. 이러한 무릎 시스템에 있어서의 적응력의 결여는 일반적인 보행을 붕괴시키고 미리 프로그램된 무릎을 불편하거나 심지어는 위험하게까지 한다. 이런 상황에서, 환자는 무릎 보철기를 재프로그램 받기 위해 보철전문의 시설로 되돌아 가야만 한다. 게다가, 이는 바람직하지 못하게 추가된 시간의 낭비로 귀착되고 또한 비용을 증가시킨다.
따라서 본 발명의 하나의 이점은 무릎 보철기에 자동화된 속도-적응성 및 환자-적응성 제어 구조 및 시스템을 제공함으로써 상기 한계의 일부 또는 전부를 극복하는 것이다. 제어 구조 및 시스템은 스탠스와 스윙 상태의 무릎 저항을 다양한 보행활동하에 있는 특정 착용자에 자동적으로 맞추기 위하여 보철이 있는 위치에서 측정된 감각정보를 이용한다. 유리하게, 어떤 환자의 특정 정보도 보철전문의 또는 환자들에 의해 무릎 보철기 내에 미리 프로그램 될 필요가 없다. 이 시스템은 환자-적응성 및 속도-적응성이므로 일단 환자가 보철전문의의 시설을 떠나면 다양한 타입의 장애에 적응할 수 있다.
바람직한 일실시예에 따라, 환자들에 의해 착용된 무릎 보철기의 스탠스 상태 제동을 적응성으로 제어하는 방법이 제공된다. 상기 방법은 무릎 보철기 내의 메모리를 마련하는 단계를 포함한다. 상기 메모리는 내부에 감각 데이터와 다양한 신체 사이즈의 절단환자의 임상 연구에서 입증된 스탠스 상태 제동 사이의 상호관계를 저장한다. 환자가 서거나, 걷거나, 또는 뛸 때 무릎 보철기 위치의 센서를 사용하여 즉각적인 감각정보가 측정된다. 무릎 보철기 내에 미리 프로그램된 환자의 특정 정보를 요구하지 않고 환자들에게 적합한 스탠스 상태 제동을 자동적으로 조절하는 상호관계와 연계된 순간적인 감각정보가 사용된다.
다른 바람직한 실시예에 따라, 환자가 다양한 보행 속도로 이동을 할 때 환자들에 의해 착용된 무릎 보철기의 스윙 상태 제동 토크를 적응성으로 제어하는 방법이 제공된다. 보철 다리에 의해 무릎 보철기에 연결된 보철 발의 지표면과 접촉 시간은 환자의 보행속도를 나타낸다. 상기 방법은 다양한 보행 속도로 환자가 보행할 때 한 걸음 사이클 주기 동안 접촉 시간을 연속적으로 측정하는 단계를 포함한다. 접촉 시간은 무릎 보철기의 메모리 내에서, 환자의 보행 속도에 대응하는 타임 슬롯 내에 저장된다. 무릎 굴곡을 위한 스윙 상태 제동은 목표 최고 굴곡각 범위를 달성하기 위하여 굴곡 제동이 각각의 타임 슬롯 내에 수렴될 때까지 반복적으로 조절된다. 무릎 신장을 위한 스윙 상태 제동은 무릎 보철기의 인공 무릎 캡에 대한 신장된 보철 다리의 충격력을 제어하기 위하여 신장 제동이 각각의 타임 슬롯 내에 수렴될 때까지 반복적으로 조절된다. 수렴된 제동치는 모든 보행 속도에서 회전 상태 제동을 자동적으로 제어하기 위해 사용된다.
바람직한 일실시예에 따라, 절단환자의 스탠스 상태 동안 무릎 제동 토크를 제어하기 위하여 적응성 무릎 보철기이 제공된다. 무릎 보철기는 일반적으로 제어가능한 무릎 작동장치, 센서 및 제어장치를 포함한다. 무릎 작동장치는 명령 신호에 따른 다양한 제동 토크를 제공한다. 센서는 절단 환자가 지지 표면 위를 이동할 때 무릎 보철기에 작용하는 힘과 모멘트를 측정한다. 제어장치는 메모리를 포함하고 무릎 작동장치에 대한 명령 신호를 전달하고 센서로부터의 입력 신호를 수신하는데 적응된다. 메모리는 감각 데이터와 다양한 신체 사이즈 환자의 사전된 임상 연구에서 입증된 스탠스 상태 제동 사이의 관계를 내부에 저장한다. 제어장치는 절단 환자 사이즈에 대한 사전 정보와 무관계한 스탠스 상태 동안의 무릎 작동장치에 의해 제공된 제동 토크를 적응적 및 자동적으로 제어하기 위하여 상기 관계와 연계된 센서로부터의 감각 데이터를 이용한다.
본 발명을 요약하기 위하여, 일 측면에서, 본 발명의 이점과 신규한 특징이 본 명세서의 상기에서 설명되었다. 물론, 본 발명의 특정 실시예에 따라 모든 이점 들이 필연적으로 달성되지는 않을 것이라는 것이 이해될 것이다. 따라서, 본 발명은 여기에 제시된 다른 이점들을 필연적으로 달성하지 않고 여기에서 깨닫게 된 단일 이점 또는 이점들의 그룹을 달성하고 최적화하는 방법으로 구체화되고 실행될 것이다.
이러한 모든 실시예들은 여기에 제시된 발명의 범위 내에 있도록 의도되고 있다. 본 발명의 다양한 실시예들은 다음의 첨부된 도면을 참조한 바람직한 실시예들의 상세한 설명으로부터 당업자에게 명백할 것이고, 본 발명은 제시된 특정 바람직한 실시예에 제한되지 않을 것이다.
따라서 본 발명의 일반적인 원칙과 본질적인 특징 및 이점을 요약하면, 특정 바람직한 실시예 및 그 변형은 다음의 도면을 참조한 상세한 설명으로부터 이 기술분야의 숙련자에게 분명해 질 것이다.
도 1은 스탠스 및 스윙 상태 동안의 다양한 다리의 위치를 나타내는 일반적인 인간의 보행 사이클의 개략도이다.
도 2는 단일의 일반적인 걸음 사이클 동안의 상태 변화를 나타내는 무릎 각 변화의 다양한 개략적 그래프 표현이다.
도 3은 단일 대상의 완전한 보행 사이클의 퍼센트에 따른 생물학적 무릎 각 및 역학적 힘의 플롯이다.
도 4는 전기적으로 제어되는 무릎 보철기를 포함하고 본 발명의 바람직한 일실시예에 따른 특징과 이점을 갖는 하부 다리 보철의 조립 부품의 개략도이다.
도 5는 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 특징들과 이점들을 갖는 적응성 무릎 보철 시스템의 간이 블록도이다.
도 6은 도 5의 무릎 보철 시스템의 상태 머신 제어장치의 바람직한 일실시예에 따른 개략도이고 걷기 또는 활동 사이클의 상태별 변화 조건을 나타내고 있다.
도 7은 몇몇 일정 상태의 속도에서 비절단환자의 이동을 위한 전진 속도에 따라 계획된 발의 접촉 시간의 그래프이다.
도 8은 본 발명의 무릎 보철기 작동장치의 바람직한 일실시예의 일반적인 전체적 형상을 나타내는 간이 개략도이다.
도 9는 본 발명의 바람직한 일실시예에 따른 특징들과 이점들을 갖는 자력유동학적으로 작동되는 무릎 보철기 브레이크의 상세한 분해사시도이다.
도 10은 도 9의 무릎 보철기의 단면도이다.
대퇴골(무릎 상부) 절단환자가 다양한 환경에서 걸을 수 있도록, 무릎 보철기는 다리에 무게가 작용될 때 스탠스 제어를 버클링 제한에 제공해야 한다. 게다가, 보철은 무릎이 뒤꿈치가 닿기 바로 전에 부드럽고 자연스러운 방법으로 완전한 신장에 도달하도록 스윙 상태 제어를 제공해야 한다.
생물학적 무릎과는 달리, 무릎 보철기는 사용자의 의도 또는 환경에 대한 직접적인 지식 없이 스탠스 상태와 스윙 상태 제어를 달성해야 한다. 오히려, 무릎 보철기는 절단환자가 걷거나, 뛰거나, 앉아 있는가를 추론해야 한다. 또한 사용자가 슈트케이스를 들어올리거나 경사를 내려가는 등의, 환경에서의 미묘하거나 강렬한 변화가 발생할 때를 결정해야 한다. 게다가, 보철은 자연스럽게 움직이고 모든 보행속도에서 안전해야 하며, 체중, 신장, 또는 활동 수준과 무관하고, 환자들에 관한 특정 정보를 요구하거나 보철전문의로부터 프로그램되지 않고, 모든 절단환자를 위해 동등하게 잘 실행되어야 한다.
본 발명의 바람직한 일 실시예에 따라, 무릎 보철기는 실질적으로 모든 속도에서 그리고 실질적으로 모든 환자를 위하여 정확하고 명확하게 제어된다. 본 발명은 속도-적응성 및 환자-적응성의 "영리한" 무릎을 제조하는데, 환자 또는 보철전문의로부터 미리 프로그램된 정보없이 스탠스 및 스윙 저항 또는 제동을 자동적으로 조절하는 적응성 구조를 이용한다.
일반적 수준-지면 보행
일반적인 인간의 걷기/뛰기를 이해하는 것은 제어된 움직임의 효과적인 하부 다리 보철의 고안 및 발전을 위한 기초를 제공한다. 일반적인 인간 보행 또는 걸음 은 신체 중력중심의 전진 운동을 초래하는 다리와 몸통의 리드미컬한 교대 운동의 연속에 의해 설명될 수 있다.
도 1에 개략적으로 묘사된 것처럼, 단일의 전형적인 일반적 수준의 지면 보행 사이클은, 일 하부 다리(10)의 뒤꿈치 스트라이크와 뒤이은 동일 다리(10)의 뒤꿈치 스트라이크 사이에서 발생하는 활동을 포함한다. 다리(10)는 일반적으로 발(12)과 무릎 또는 무릎 관절(18)을 경유하여 대퇴부부(16)와 연결되는 정강이부(14)를 포함한다. 단일 보행 사이클 동안 개개의 하부 다리는 일 스탠스 또는 신장된 상태(20) 및 일 스윙 상태(22)을 통과한다.
스탠스 상태(20)는 뒤꿈치가 바닥 또는 지지 지표면에 닿을 때 뒤꿈치-스트라이크(24)에서 시작하고 스탠스 무릎은 약간 굽히기 시작한다. 이러한 굴곡작용은 충돌에 의한 충격흡수를 고려하고 또한 스탠스 상태 동안의 더욱 일정한 수직 수준에서 신체 중력 중심을 유지한다.
뒤꿈치-스트라이크(24) 바로 후에, 발바닥은 발-편평한 상태(26)의 시작에서 지면과 접촉한다. 최대 굴곡이 스탠스 무릎에 도달한 후에, 최대 신장이 신체 무게가 지지 다리 위에서 흔들리고 발 위에서 회전하기를 계속하는 중간-스탠스(28)에 도달할 때까지, 관절은 다시 신장하기 시작한다.
발목 위의 신체 대부분이 전방을 향해 회전을 계속할 때, 뒤꿈치는 뒤꿈치-이격 상태(30)에서 지면으로부터 올려진다. 이 바로 후에, 신체는 장딴지 근육의 강력한 활동(강력한 발바닥-굴곡작용)에 의해 전방을 향해 나아간다.
후기 스탠스 동안, 지지 다리의 무릎은 발이 스윙을 위해 지면을 떠날 것을 대비하여 굴곡한다. 이는 전형적으로 "무릎 브레이크"라고 불리운다. 이때, 인접한 발은 지면을 치고 신체는 "이중 지지 상태"에 있는데, 즉, 두 다리가 신체의 하중을 지지하고 있는 것이다.
발가락-이격 상태(32)에서, 둔부가 굴곡되고 무릎이 무릎 브레이크에서 일정 각에 이를 때, 발은 지면을 떠나고 무릎은 스윙 상태로 계속해서 굴곡한다. 초기 스윙 동안, 발은 가속한다. 중앙-스탠스(34)에서 최대 굴곡 상태에 도달한 후에, 무릎은 신장되기 시작하고 발은 감속한다. 무릎이 완전한 신장 상태에 도달한 후에, 일단 발은 다시 뒤꿈치-스트라이크(24′)에서 지면에 놓여지고 차기 보행 사이클을 시작한다.
전형적으로, 해부학적 상태는 수직 상태이고, 따라서 굴곡작용은 신장된 또는 스탠스의 또는 해부학적 위치로부터 이격되는 신체 부분의 움직임이다. 따라서, 무릎을 굽히는 것이 무릎 굴곡 작용이다. 신장은 해부학적 상태를 향한 다리의 움직임이고, 따라서 무릎의 신장은 "곧아지는" 방향으로의 움직임이다.
달리 말하자면, 만약 무릎 관절을 간단한 힌지로 간주하면, 두개의 별개의 작용이 발생될 것이다. "굴곡상태"에서, 무릎 관절은 상부 및 하부 다리 체절이 함께 더욱 가까이 이동할 수 있도록 회전한다. "신장상태"에서, 무릎 관절은 반대 방향으로 회전하고, 다리 체절들은 멀리 이동하고 다리는 곧바르게 펴진다.
일반적 수준의 표면에서의 일반적인 표준 보행의 진행 동안, 최대 굴곡 각
Figure 712007005052986-pct00001
F는 약 60°와 80° 사이에서 다양하다. 최대 신장 각
Figure 712007005052986-pct00002
E는 일반적으로 대략 180° 또는 이에 근접한다. 따라서, 걷는 수준에서, 일반적인 사람의 무릎은 후기 스탠스 상태에서의 완전 신장의 위치로부터 발가락-이격 직후의 60°-80°의 굴곡에 이르는 대략 60°-80°의 범위 내에서 회전한다. 예컨데, 다른 상태, 앉는 위치에서, 최대 굴곡 각
Figure 712007005052986-pct00003
F는 약 140°-150°일 수 있다.
도 2를 참조하면, 바람직하게, 도 1의 보행 사이클은 다섯개의 구별된 상태로 분류되어 있다. 도 2는 무릎 각 θ를 개략적으로 나타내는데, 즉, 일 하부 다리의 뒤꿈치 스트라이크(HS)와 뒤이은 동일 다리의 뒤꿈치 스트라이크(HS) 사이에서 발생하는 활동 동안의 상태 변화와 함께, 무릎이 완전한 신장으로부터 회전하는 각이다. x축(36)은 보행 사이클의 연속적인 뒤꿈치 스트라이크(HS)들 사이의 시간을 나타낸다. y축(38)은 무릎 각 θ를 나타낸다.
상태 1은 뒤꿈치 스트라이크(HS) 바로 후의 초기 스탠스 굴곡을 나타낸다. 상태 2는 최대 굴곡 스탠스가 상태 1에 도달한 후의 초기 또는 중간의 스탠스 신장을 나타낸다. 상태 3, 또는 무릎 브레이크는, 발가락-이격상태(TO)에서 발이 지면을 떠날 때 완전히 신장되어 종결된 바로 후에 개시되는, 스탠스의 후기에 전형적으로 발생한다. 상태 4는 걷기 또는 뛰기 사이클의 스윙 상태 동안의 무릎 굴곡의 주기를 나타낸다. 상태 5는 최대 스윙 굴곡이 상태 4에 도달한 후, 걷기 또는 뛰기 사이클의 스윙 상태 동안의 무릎 신장의 주기를 나타낸다.
본 명세서 뒤에서 논의되는 것처럼, 이러한 기본적인 상태는 상태 머신로서 무릎 보철기 제어장치의 구조를 제시한다. 따라서, 도 2는 일반적인 걸음 사이클 동안의 인간 움직임과 그 사이클 내의 각각의 상태에서의 위치의 그래프적 표현이다. 아래의 표 1은 상태 1에서 5 각각 동안의 활동을 요약한다.
표 1
상태 활 동
1 스탠스 굴곡
2 스탠스 신장
3 무릎 브레이크
4 스윙 굴곡
5 스윙 신장
도 3은 걸음 주기로 표준화된 시간에 대한 전형적인 생물학적 무릎 각 및 무릎 힘의 플롯이다(Grimes에 의해 구성됨, 1979). x축(40)은 걸음주기로 표준화된 시간, T, 또는 걸음 사이클의 퍼센트를 나타낸다. y축(42)은 무릎 힘( ft-lb/sec의 P)을 나타내고, y축(44)은 무릎 각(θ)를 나타낸다.
도 3에서, 동일 대상에 대한 4개의 보행 실험이 나타낸다. 0 퍼센트와 100 퍼센트는 동일 다리의 2개의 연속적인 뒤꿈치 스트라이크를 표시하고 0 각은 일반적으로 뒤꿈치 스트라이크 각에 해당한다. 또한, 도 3에서, RHS는 우측 뒤꿈치 스트라이크를 나타내고, LTO는 좌측 발가락 이격을 나타내고, RHO은 우측 뒤꿈치 이격을 나타낸다. LHS는 좌측 뒤꿈치 스트라이크를 나타내고, LFF는 좌측 편평한 발을 나타내고, RTO는 우측 발가락 이격을 나타내고 LHO는 좌측 뒤꿈치 이격을 나타낸다.
또한 도 3을 참조하면, 발목 플롯(완전한 사이클의 대략 15%)에서의 더 작은 딥(46)은 초기 또는 중간 스탠스 동안의 무릎의 굴곡과 신장을 나타내고, 반면 더 큰 딥(48)(완전한 사이클의 대략 75%)은 스윙 상태 동안의 무릎의 굴곡과 신장을 나타낸다. 이는 무릎 보철기에 있어서 다양한 댐퍼 또는 다양한 토크 브레이크의 사용 또는 채용을 정당화한다. 이러한 다양한 댐퍼 또는 무릎 작동장치는 이하에서 더 논의된다.
시스템 구성
도 4는 전기적으로 제어되는 활동적 무릎 보철기(110)를 포함하고 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 특징과 이점을 갖는 하부 다리 보철의 조합부품 또는 보철(100)의 개략도이다. 본 명세서의 뒤에서 더욱 상세하게 설명되는 것처럼, 바람직하게, 활동적 무릎 보철기는 다양한 토크 브레이킹 시스템 또는 댐퍼(130) 및 지지 프레임(141) 내에 수용된 탑재 제어 유닛 또는 시스템(120)을 포함한다. 무릎 보철 시스템(110)은 걷기 및/또는 다른 보행 활동이 절단환자들에 의해 수행되는 동안 자연적 무릎 관절의 위치 및 움직임을 상당한 정도로 가장하는 저항력을 제공한다.
일단에서 인공 무릎 시스템(110)은 절단환자의 절단 후 다리의 남은 부분 또는 대퇴골부(104)를 수용하는 잔여 다리 소켓(102)에 연결되거나 기계적으로 이어진다. 무릎 보철기의 타단부는(110)는 차례로 보철 또는 인공 발(108)에 연결되거나 기계적으로 이어져 있는 의족, 정강이부(106)에 연결되거나 기계적으로 이어진다.
바람직하게, 바람직한 실시예의 무릎 보철 시스템(110)은 속도-적응성 및 환자-적응성이다. 따라서, 무릎 관절 회전은 실질적으로 모든 속도에서 실질적으로 모든 환자를 위해, 신체 사이즈에 관계없이, 환자 또는 보철전문의에 의해 미리 프로그램된 정보나 조사된 데이터 없이 자동적으로 제어된다.
무릎 시스템의 바람직한 실시예의 주요한 일 이점은 이는 속도-적응성 및 환자-적응성이기 때문에 일단 환자가 보철전문의 시설을 떠난다 해도 다양한 타입의 장애에 적응할 수 있다는 것이다. 예컨데, 환자가 슈트케이스를 집어 올릴 때, 무릎은 자동적으로 장애에 적응한다. 종래 기술에 있어서, 환자는 그들의 무릎을 재프로그램하기 위하여 보철전문의 시설로 되돌아가야만 했을 것이다. 바람직한 실시예들에서, 실험 주기는 일반적으로 "길지"도 "피로하게 하지"도 않는다.
바람직한 실시예의 무릎 보철기(110)는 바람직하게 다양한 환경에서 절단환자가 편안하고 안전하게 이동 및/또는 적응하게 한다. 예컨데, 걷고, 뛰고, 앉는 동안, 또는 사용자가 슈트케이스를 들어 올리거나 비탈길을 내려갈 때와 같은 환경 또는 주변 조건의 미묘하거나 강한 변화에 처했을 때.
인공 무릎(110)은 무게가 다리에 작용될 때 버클링을 제한하는 스탠스 제어를 제공한다. 또한, 무릎 보철기(110)는 뒤꿈치-스트라이크 바로 전 또는 그 때에 무릎이 부드럽고 자연스러운 방법으로 완전 신장에 도달하도록 기체 스윙 제어를 제공한다.
바람직하게, 본 발명의 인공 무릎 시스템(110)은 대퇴골(무릎 상부 A/N) 절단환자와 관련하여 사용된다. 대체적으로 또는 선택적으로, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목표를 고려하여, 필요 또는 요구에 따라, 무릎 보철기(110)는 절단이 무릎 관절을 관통한 무릎 관절이단(K/D) 절단환자들에게 사용하기 위해 적응될 것이다.
무릎 전자장치
도 5는 다이어그램 형식으로 본 발명의 무릎 보철 시스템(110)의 바람직한 일 실시예를 도시한다. 도 5에서, 실선의 통신선은 신호/데이터 흐름을 나타내고 점선의 통신선은 에너지 흐름을 나타낸다.
상기 기술된 바와 같이, 바람직하게, 자동화된 무릎 시스템(110)은 일반적으로 다양한 토크 브레이킹 시스템 또는 댐퍼(130)와 탑재된 제어 유닛 또는 시스템(120)을 포함한다. 피드백 제어 시스템(120)은 무릎 작동장치(130)와 다른 연결 장치의 작동을 제어하기 위하여 감각 및 진단상의 정보를 수신하는 중앙 제어장치(132)를 포함한다(다음에 제시되는 바와 같이). 명확함을 위해, 무릎 보철 시스템(110)의 다양한 구성요소는, 바람직한 일 실시예에 따라, 아래 표2에 기재된다.
표 2
구성요소(들) 참조 번호
무릎 작동장치 130
마이크로프로세서 132
무릎 각 센서 134
무릎 각 증폭기 136
무릎 각 미분기 138
축 상 힘 및 모멘트 센서 140
축 상 힘 및 모멘트 증폭기 142
전지 감시 회로 144
수분 감지 회로 146
전력 사용 감시 회로 148
메모리 150
연속 통신 포트 152
안전 장치 154
안전 장치 구동체 156
안전 감시 회로 158
무릎 작동장치 전류 증폭기 160
가청 경고 변환장치 162
가청 경고 회로 164
진동 변환장치 166
진동 경고 발생기 168
전지 170
전지 보호 회로 172
전지 충전 회로 174
회로 전력 공급장치 176
회로 전력 조절장치 178

상기 기술된 바처럼, 무릎 작동장치(130)는 무릎 제어장치(132)로부터의 명령 신호에 기초를 둔 신장 및 굴곡 움직임을 제어하기 위하여 관절 제동을 조절하기 위한 다양한 토크 브레이크 또는 댐퍼를 포함한다. 바람직한 실시예의 제어 구조가 무릎 관절 회전을 제어하는 방법이 본 명세서의 후에 더욱 상세하게 제시된다.
무릎 작동장치 또는 브레이크(130)는 수많은 종래 브레이크의 하나를 포함할 수 있다. 이들은 제한없이 (ⅰ) 일 재료 표면이 다양한 힘으로 타 표면을 문지르는 건조 마찰 브레이크; (ⅱ) 다양한 크기의 구멍을 통해 압착된 수압 유체 또는 유체 제한 플레이트를 사용하는 비스코스 토크 브레이크; 및 (ⅲ) 작용된 자기장에 따라 유체의 점도가 변하면서, MR 유체(유체 내에 떠 있는 작은 철 파티클을 포함하는)가 고정된 구멍 또는 유체 제한 플레이트를 통해 압착된 자력유동학(MR) 브레이크 또는 댐퍼를 포함한다.
바람직한 일 실시예에서, 그리고 본 명세서 뒤에서 더욱 상세하게 논의되는 것처럼, 무릎 브레이크(130)는 전단 모드에서 작용하는 다양한 토크 회전 자력유동학(MR) 브레이크를 포함한다. MR 유체는 섬세하고 정확하게 무릎 관절 회전을 조절하는 다양하고 제어된 제동 효과를 발생시키는 수많은 회전자와 고정자 사이에서 전단된다.
바람직한 일 실시예에서, 무릎 보철 시스템(110)은 최대 무릎 신장을 제한하는 인공 무릎 캡 또는 신장 정지부를 포함한다. 인공 또는 무릎 보철기 캡은 바람직하게 무릎 작동장치(130) 하부에 있고 무릎 작동장치(130) 및/또는 프레임(141)에 기계적으로 연결된다.
무릎 작동장치 전류 증폭기는 무릎 브레이크(130)에 의해 제공된 제동 토크를 조절하기 위하여 무릎 작동장치(130) 내의 전지(170)로부터 필요하거나 요구되는 전류를 발생시키는 회로를 포함한다. 마이크로프로세서(132)로부터 무릎 작동장치 전류 증폭기(160)로의 명령 신호 혹은 지시는 무릎 작동장치(130)로 제공될 전류, 및 그 후의 발생된 제동 토크의 양을 결정한다.
메모리(150)를 포함하는 탑재된 마이크로프로세서(132)는 무릎 보철 시스템(110)에 위치한다. 마이크로프로세서(132)는 필요에 따라, 무릎 보철 시스템(110)의 주요한 조작 유닛이고 무릎 시스템(110)의 다양한 구성요소로부터의 입력 전기적 신호를 수신하고, 그들을 처리하고, 무릎 보철기(130) 및 타 연계된 구성요소들의 작동을 감시하고 제어하는 산출 전기적 신호를 발생시킨다.
마이크로프로세서(132)는 입력 신호를 디지털화하고 산출 아날로그 신호를 발생시키는 전기회로를 포함한다. 마이크로프로세서는 시간조절 단위와 감시장치 자체재조정 회로를 더 포함한다. 메모리(150)는 휘발성 및 비휘발성의 내부 혹은 외부 메모리를 포함한다.
마이크로프로세서(132)는 바람직하게 모토롤라 68HC12B32 16 비트 시리즈 마이크로프로세서를 포함한다. 이 프로세서는 8채털 아날로그 디지털 변환능력, 32K의 플래쉬 메모리와 768바이트의 EEP 롬 메모리를 갖는다. 외부 메모리는 2개의 8비트 정적 램에 의한 32K 산업표준을 포함한다. 연속하는 플래쉬 메모리는 Atmel AT45DO81이고 마이크로프로세서에 의해 제공되는 연속적인 통신 인터페이스(SCI)를 사용한다.
연속적인 통신 포트(152)는, 마이크로프로세서(132), 외부 진단, 데이터 로깅 및 프로그래밍 장치를 경유하여, 무릎 전자장치 사이에서 인터페이스를 제공한다. 포트(152)는 필요 또는 요구에 따라, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목표를 고려하여, 예컨데, RS232, RS485, 에테르넷과 같은, 수많은 상업적으로 이용가능한 통신 포트 중 하나를 효과적으로 포함한다.
무릎 보철 시스템(110)의 다른 연계된 감각기관에 동반된 마이크로프로세서(132), 진단 안전장치 및 보호 회로는 컴팩트 조립부품을 제공하는 회로판 상에 바람직하게 설치되어 있다. 회로판은 바람직하게 프레임(141) 내부에 수용되어 확보되거나 회로판이나 그 위에 설치된 구성요소들을 보호하기 위한 중간의 덮개 또는 뚜껑을 사용하고 있다.
무릎 각 센서(134)는 확실한 무릎 각을 암호화 하는데 사용된다. 바람직하게, 무릎 각 센서(134)는 단일 자유도 무릎 관절이 굴곡되고 신장되는 정도를 측정한다. 무릎 각 증폭기(136)는, 아래에 제시되는 것처럼, 무릎 각 센서(134)로부터 수신된 신호를 조절하고 이를 무릎 제어의 목적으로 마이크로프로세서(132)로 공급하는 회로를 포함한다.
무릎 각 미분기(138)는 무릎의 회전 또는 각 속도를 결정하는 무릎 각 센서(134)로부터 수신된 신호를 미분하고 이 신호를 무릎 제어 목적으로 마이크로프로세서(132)로 공급하는 회로를 포함한다.
각 센서(134)는 바람직하게 프레임(141) 상에 설치된다(도 4). 대체적으로, 각 센서(134)는, 필요 또는 요구에 따라, 무릎 작동장치(130) 측면의 상부 또는 무릎 작동장치(130)의 바로 하부에 설치된다.
바람직한 일 실시예에서, 각 센서(134)는 각도 감지 전위차계를 포함한다. 다른 바람직한 일 실시예에서, 각 센서(134)는 광학 샤프트 암호기를 포함한다. 또 다른 바람직한 실시예에서, 각 센서(134)는 자기적 샤프트 암호기를 포함한다. 다른 바람직한 실시예들에서, 대체적 무릎 각도 감지 장치들이 필요 또는 요구에 따라, 무릎 각을 정확하게 측정하고, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점들을 달성하려는 목표를 고려하여 효과적으로 이용될 것이다.
축방향 힘과 모멘트 센서(140)는 하부 다리의 축방향 힘과 모멘트 또는 토 크에 비례하는 신호를 발생시키는 변환장치를 포함한다. 바람직한 일 실시예에서, 변환장치는 앞의 스트레인 게이지 센서와 뒤의 스트레인 게이지 센서를 포함한다. 축방향 힘을 계산하기 위하여, 앞 및 뒤의 신호들이 더해지고, 모멘트를 계산하기 위해 신호들이 빼진다. 아래에서 제시되는 것처럼, 축방향 힘과 모멘트 증폭기(142)는 축방향 힘과 모멘트 센서(140)로부터 수신된 신호를 조절하고 이를 무릎 제어의 목적으로 마이크로프로세서(132)에 공급한다.
축방향 힘 센서(140)는 대체로 정강이 세로축(180)(도 4) 또는 무릎 세로축을 따르거나 이에 평행한 방향으로 지면 또는 지지 표면으로부터 무릎 보철기(110)에 작용된 힘의 구성요소를 측정한다. 축방향 힘 측정은 보철 발(108)(도 4)이 지면 또는 다른 지지 표면 상에 있을 것인가 또는 떨어져 있을 것인가를 결정하는데 사용된다. 즉, 0 축방향 힘은 발(108)이 예컨데, 스윙 상태처럼, 지면 위에 있지 않다는 것을 가리키고, 반면 0이 아닌 축방향 힘은 예컨데, 스탠스 상태와 같이, 발(108)이 지면 위에 있다는 것을 가리킨다.
토크 혹은 모멘트 센서(140)는 도 4에 도시된 바와 같이 중간-측면 방향(182)에서 무릎 보철기(110)에 작용된 토크의 구성요소를 측정한다. 게다가, 모멘트 센서(140)는 작용된 무릎 모멘트가 굴곡 모멘트인지 또는 신장 모멘트인지를 결정한다. 일반적으로, 뒤꿈치 스트라이크에서 무릎 관절을 굴곡하기 쉬운, 굴곡 모멘트가 무릎 보철기(110)에 작용되고, 후기 스탠스 동안 관절을 신장되기 쉬운, 신장 모멘트가 작용된다.
축방향 힘 및 모멘트 센서(140)는 바람직하게 프레임(141) 상에 설치된다(도 4). 바람직한 일 실시예에서, 축방향 힘 및 모멘트 센서(140)는 스트레인 게이지 로드 셀을 포함한다. 다른 바람직한 실시예에서, 축방향 힘과 모멘트 센서(140)는 편향 암호화 진동/반동 메카니즘을 포함한다. 다른 바람직한 실시예에서, 대체적 하중 및/또는 모멘트 감지 장치가, 필요 또는 요구에 따라, 축방향 하중 및/또는 작용된 모멘트를 정확하게 측정하고/거나, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점들을 달성하려는 목적을 고려하여 효과적으로 사용될 것이다.
바람직한 일 실시예에서, 축방향 힘 및 모멘트 센서(140)는 다수의 스트레인 게이지를 포함한다. 바람직하게, 발(108) 뒤꿈치 상의 하중과 발(108)의 발가락 상의 하중을 측정하고 미분화 하는데 프레임(141)의 전방(184) 상에 설치되는 2개의 스트레인 게이지와 프레임(141)의 후방(186) 상에 설치되는 2개의 스트레인 게이지의 4개의 게이지가 사용된다. 다르게 말하자면, 스트레인 측정장치는 중력의 중심이 보철 발(108)과 관련하여 앞, 중간 또는 뒤의 위치에 있는가와 같은 지시를 제공한다.
스트레인 게이지는 바람직하게 굽힘 모멘트 스트레인과 비례적으로 변화하는 전기적 신호를 발생시키는 휘트스톤 브리지 배치 내에 배열된다. 숙련된 기술자는 휘트스톤 브리지 배치가 스트레인 게이지의 저항 변화를 결정하기 위한 표준적인 배열이라는것을 깨닫게 될 것이다.
전지 감시 회로(144)는 안전을 위하여 연속적 또는 주기적으로 전지 전압, 전류 및 온도를 감시한다. 전지 감시 회로(144)로부터의 데이터는 전지 제조업자의 명세 사양 내에서 무릎 작동을 구속하는 것을 유지하기 위하여 마이크로프로세서(132)에 연속적 또는 주기적으로 제공된다.
수분 감지 회로(146)는 연속적 또는 주기적으로 안전 목적으로 수분의 수준을 감시하고 시스템 회로판 및/또는 타 연계 시스템 회로 상의 응축, 담수 등에 의한 비정상적인 수분을 감지한다. 수분 감지 회로(146)로부터의 데이터는 연속적 또는 주기적으로 마이크로프로세서(132)에 제공된다.
바람직한 실시예에서, 수분 감지 회로(146)는 맞물려진 구리 트레이스를 포함한다. 다른 바람직한 실시예에서, 수분 감지 회로는 필요 또는 요구에 따라, 시스템 전자장치상의 수분 수준을 정확하게 감지하고/거나 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여, 효과적으로 대체적인 수분 감지 장치를 포함할 수 있다.
전력사용 감시회로(148)는 연속적으로 또는 주기적으로 안전을 목적으로 무릎 작동장치(130)에 의한 전력 소비량을 측정한다. 전력사용 감시회로(148)로부터의 데이터는 연속적으로 혹은 주기적으로 마이크로프로세서로 제공된다. 게다가, 전력사용 감시데이터(148) 혹은 다른 독립적인 회로는 필요에 따라, 무릎 보철 시스템(110)의 다른 전기적 구성요소에 의한 전력 소비량을 측정하는데 사용될 수 있다.
보철무릎 시스템(110)은 바람직하게 안전장치(154)를 포함하는 안전시스템을 포함한다. 안전장치(154)는 시스템 오류가 마이크로프로세서(132)에 의해 감지되었을 때 시스템(110)을 디폴트 안전모드에 두도록 작동되고 촉진된다. 만약 무릎 작동장치(130)의 완전한 상태에 대한 시스템 기능장애 및/또는 다른 우려를 가리키는 무릎 각 센서(134), 축방향 힘 및 모멘트 센서(140), 전지 감시 회로(144), 수분 감지 회로(146) 및 전력사용 감시회로(148)로부터의 신호들 중 하나에서 비정상적 행동이 감지된다면 이러한 시스템 오류가 발생할 수 있다.
시스템 오류의 감지는 안전장치 혹은 작동장치(154)가 심지어 시스템 기능장애가 있더라도 절단환자를 위해 무릎 보철 시스템(110)은 안전하게 유지되는 안전 디폴트 모드를 작동하도록 한다. 예컨데, 안전 디폴트 모드에서, 무릎은 굴곡에 저항할 수 있으나, 신장은 자유로울 수 있고, 그에 의해 환자의 안전이 보장된다.
안전장치 구동체(156)는 마이크로프로세서(132)로부터의 명령 신호 혹은 지시에 기초를 둔 안전장치(154)의 안전 디폴트 모드를 켜거나 끄는 전력 증폭기를 포함한다. 안전감시회로(158)는 안전장치 구동체(156)에 신호를 보냄으로써 감시 회로(158)가 불필요하에 안전 디폴트 모드를 작동하는 것을 방지하기 위하여 마이크로프로세서(132)로부터의 신호에 의해 연속적으로 또는 주기적으로 "주의 기울여지는" 회로를 포함한다. 즉, 안전감시회로(158)는 만약 마이크로프에 의해 연속적 또는 주기적으로 그렇게 지시되지 않는다면 안전장치(154)를 작동시킬 것이다.
바람직하게, 가능할 때, 시스템 기능장애의 사용자 또는 비정상적인 작동 조건을 경고하기 위하여, 디폴트 안전 모드의 작동 전에, 가청 경고변환기(162) 및 진동변환기(166)의 중 어느 하나 또는 모두가 작동될 것이다. 가청 경고변환기(164)는 가능할 때 경고변환기(162)에 의한 가청 소음을 생성하기 위해 전기적 신호를 발생시키는 증폭기를 포함한다. 가청 경고 회로(164)는 마이크로프로세서(132)로부터의 명령 신호 혹은 지시를 수신한다.
가청 경고변환기(162)는 바람직하게 프레임(141) 내에 수용되거나 획득되어 있다(도 4). 바람직한 일 실시예에서, 가청 경고 변환장치(162)는 압전 스피커를 포함한다. 다른 바람직한 일 실시예에서, 필요에 따라, 사용자에게 경고하고/거나 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여, 대체적인 음향 발생장치가 효과적으로 사용될 수 있다.
진동변환장치(166)는 착용자로부터 주의를 이끌어내는 방법으로 무릎 보철 시스템(110)을 진동시키는 작동장치를 포함한다. 진동경고발생기(168)는 증폭기를 포함한다. 가능할 때 진동변환장치(164)를 작동시키는 전기적 신호를 발생시키는 증폭기를 포함한다. 진동경고발생장치(168)는 마이크로프로세서(132)로부터 명령 신호 혹은 지시를 수신한다.
진동변환장치(166)는 바람직하게 시스템 회로판 상에 설치된다. 또한, 진동변환장치(166)는 프레임(141) 내에 수용되거나 획득된다(도 4). 바람직한 일 실시예에서, 진동변환장치(166)는 워블 모터를 포함한다. 다른 바람직한 실시예에서, 사용자에게 경고하고/거나 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여, 필요에 따라, 대체적 진동발생장치가 효과적으로 사용될 것이다.
탑재된 전지 또는 전력원(170)은 무릎 작동장치(130), 안전장치(154), 가청 경고변환장치(162) 및 진동변환장치(166)에 전력으로 공급한다. 회로 전력 조절장치(178)는 본래의 전지전력을 마이크로프로세서(132) 및 다른 감각회로 및 개개 시스템의 하위회로에 의한 사용을 위해 조절된 전력을 변환한다. 회로전력공급장치(176)는 조절전력을 마이크로프로세서(132) 및 개개 시스템의 하 위회로에 제공한다.
따라서, 회로전력공급장치(176) 및 회로전력조절장치(178)를 경유하여, 전지(170)는 , 필요에 따라, 마이크로프로세서(132)와 다른 감각 회로 및 무릎 각 증폭기(136), 무릎 각 미분기(138), 축방향 힘 및 모멘트 증폭기(142), 전지감시회로(144), 습기감지회로(146), 전력사용감시회로(148), 안전감시회로(158), 안전장치구동체(156), 무릎 작동장치 전류증폭기(160), 가청경고회로(164), 진동경고발생기(168), 및 타 조합회로를 포함하는 개개의 시스템 하부회로에 전력을 공급한다.
전력보호회로(172)는 전지(170)가 안전 작동 조건을 초과하는 것으로부터 보호한다. 만약 필요하다면, 충전량 지시기가 또한 장착될 수 있다. 전지충전회로(174)는 충전공급원, 일반적으로 벽 출구로부터의, 전력을 전지(170)에 적합한 전력 수준으로 변환시킨다.
조절장치
상태 머신
생물학적 걸음(상기 논의된 것과 같이) 기본 단계 또는 상태는 상태 머신으로서 무릎 보철기 제어장치의 구조를 제시한다. 따라서, 각각의 상태는 상태 1부터 5(예컨데, 도 2와 표 1을 보라)까지에 해당한다. 도 6은 무릎 보철 시스템(110)의 상태 머신 제어장치(190)의 바람직한 일 실시예의 다이어그램으로 상태-대-상태 변환조건을 나타낸다.
상기 제시된 바와 같이, 탑재 무릎 각 센서(134)는 무릎 각을 측정하고 탑재 축방향 힘 및 모멘트 센서(140)는 축방향 힘 및 무릎 모멘트를 측정한다. 무릎 각 데이터, 무릎 회전 속도 데이터, 축방향 힘 데이터 및 무릎 모멘트 데이터는 시스템 상태를 결정하는 마이크로 프로세서 또는 메인 조절장치(132)에 제공되고 따라서 자동적으로 무릎 관절 회전을 조절하는 무릎 브레이크 또는 작동장치(130)의 작동을 조절한다.
또한 상기 제시된 바와 같이, 무릎 각 신호는 무릎 관절 회전의 정도를 결정하고 무릎 각 속도 신호는 무릎이 굴곡될 것인지 또는 신장될 것이지를 결정한다. 축방향 힘 측정치는 보철발이 지면 또는 다른 지지표면에 접할 것인지 또는 떨어질 것인지를 결정한다. 무릎 모멘트 측정치는 작용된 무릎 모멘트가 굴곡 또는 신장 모멘트인지를 결정한다.
마이크로프로세서(132)에 제공된 감각 데이터에 기초하여, 상태 머신 제어장치(190)는 사용자가 각각의 보행 사이클 또는 다른 보행활동을 통해 움직일 때 다양한 상태 1, 2, 3, 4 및 5를 통해 순환한다. 종종, 도 6에 나타나는 것처럼, 제어장치(190)는 모멘트가 신장 모멘트의 출발점 또는 임계치의 위 또는 아래에 있는지에 따라 상태를 변화시킨다. 유리하게, 그리고 상기 제시된 것처럼, 이러한 출발모멘트는 특정 환자들에 대한 미리 프로그램된 정보 없이 개개인 각각을 위한 바람직한 실시예의 무릎 보철 시스템에 의해 자동적으로 자체 습득된다.
바람직하게, 무릎 댐퍼(130)의 행동에 관한 상태 머신(190)의 제어장치는 환자가 매우 다양한 확동을 수행하는 것을 가능하게 한다. 이는 평평한 또는 경사진 표면에서의 일반적인 걷기 또는 뛰기, 앉기, 계단 올라가기나 내려가기 스텝 또는 예컨데, 사용자가 슈트케이스를 들어 올리는 때와 같은 다른 상태를 포함한다. 게다가, 여러가지 상태에서, 바람직한 실시예의 무릎 보철 시스템은 자동적으로 특정 환자들에 관해 미리 프로그램된 정보 없이 정확한 무릎 제동 제어를 위해 제공한다.
전체적인 상태 머신 제어장치(190) 및 상태-대-상태의 변화사이에서 충족되는 다양한 조건들이 바람직한 일실시예에 따라 제시된다. 입력 감각 데이터에 기초를 두고(상기 제시된 것처럼) 이들은 무릎 제어를 조절하는 방법에 관한 정보를 무릎 브레이크(130)에 제공한다. 각각의 상태에 관한 조절 작동은 본 명세서의 뒤에 제시된다.
우선, 변화를 위한 상태 변화 및 조건들이 일반적인 걷기 또는 뛰기 사이클을 위해 설명된다. 상기 언급된 것처럼, 축방향 힘은 대체로 정강이 세로방향 축(180)(도 4) 또는 무릎 세로축을 따르거나 이에 평행한 방향으로 지면 또는 타 지지표면으로부터 무릎 보철기(110)에 작용되는 힘의 구성성분이다. 작용된 모멘트는 도 4에 나타나는 것처럼 중간-측면 방향(182)에서 무릎 보철기(110)에 작용된 토크의 구성성분이다.
상태 1(스탠스 굴곡)은 조건 C 12하에 상태 2(스탠스 신장)로 변화한다. 조건 C 12는 무릎이 최초로 작은 신장 속도에 도달했을 때 충족된다. 이 단계에서, 보철 발은 지면 또는 타 지지표면에 접해 있다.
상태 2(스탠스 신장)는 조건 C 23하에 상태 3(무릎 브레이크)로 변화한다. 조건 C 23은 신장 모멘트가 출발점 또는 임계 수준 또는 임계치 하에 있을 때, 무릎이 완전 신장상태 또는 가까이 있을 때, 및 무릎이 일정 시간 동안 정지 상태에 있을 때 충족된다.
상태 3(무릎 브레이크)은 조건 C 34하에서 상태 4(회전 굴곡)로 변화한다. 조건 C 34는 축방향 힘이 출발 혹은 임계 수준 또는 임계치 밑으로 떨어질 때 충족된다. 즉, 이러한 단계에서 보철 발은 지면 또는 타 지지표면과 떨어지거나 가까이 떨어진다.
상태 4(스윙 굴곡)은 조건 C 45하에서 상태 5(회전 신장)로 변화한다. 조건 C 45는 무릎이 최초로 신장하기 시작할 때 충족된다. 이 단계에서, 보철 발은 지면 또는 지지표면과 여전히 떨어져 있다.
상태 5(스윙 신장)는 조건 C 51하에서 상태 1(스탠스 굴곡)로 다시 변화한다. 조건 C 51은 축방향 힘이 출발 혹은 임계 수준 또는 임계치로 상승할 때 충족된다. 이는 단일 걷기 또는 뛰기 걸음 사이클을 완성한다.
상기 지시된 바와 같이, 상태-대-상태 변화는 절단환자의 특별한 활동 및/또는 주변 또는 지형 조건에 따라 상태 1에서 상태 2로 상태 3으로 상태 4로 상태 5로의 다른 패턴을 따를 것이다. 유리하게, 한정된 상태 머신 제어장치(190)는 대체적 상태 변화가 절단환자들에게 다양한 외부 조건 하에서 매우 다양한 실질적으로 생활 같은 것 또는 자연적인 움직임을 달성하는 선택권을 제공하는 상황에 적응하거나 수용한다.
상태 1(스탠스 굴곡)은 조건 C 13하에서 상태 3(무릎 브레이크)로 변화한다. 조건 C 13은 신장 모멘트가 출발 혹은 임계 수준 또는 임계치 밑에 있을 때, 무릎이 완전 신장 상태 및 이에 가까이에 있을 때, 및 무릎이 일정 시간 동안 정지해 있을 때 충족된다. 상태 1로부터 상태 3까지의 상태 변화는 절단환자가 서 있는 동 안 일반적인 굴곡-신장 사이클을 극복하는데 실패했을 때 발생한다.
상태 1(스탠스 굴곡)은 조건 C 14에서 상태 4(회전 굴곡)로 변화한다. 조건 C 14는 축방향 힘이 작지만 0이 아닌 출발 혹은 임계 수준 또는 임계치로 떨어졌을 때 충족된다. 상태 1로부터의 상태 4로의 이러한 상태 변화는 절단환자가 무릎으로 서지만, 교대로 뒤와 앞으로 옮리고, 보철에 무게를 가하고 가하지 않을 때 충족된다.
상태 2(스탠스 신장)는 조건 C 21하에서 상태 1(스탠스 굴곡)로 변화한다. 조건 C 21은 무릎이 작지만 0이 아닌 굴곡 속도에 도달할 때 충족된다. 상태 2로부터 상태1로의 이러한 변화는 만약 절단환자가 스탠스의 신장 주기 동안 무릎을 굴곡하기 시작한다면 발생할 수 있다.
상태 2(스탠스 신장)는 조건 C 24하에서 상태 4(스윙 굴곡)로 변환한다. 조건 C 14는 축방향 힘이 출발 혹은 임계 수준 혹은 임계치로 떨어질 때 충족된다. 상태 2로부터 상태 4로의 이러한 상태 변화는 만약 절단환자가 스탠스의 신장 주기 동안 그의 발을 들어올린다면 발생할 수 있다.
상태 3(무릎 브레이크)는 조건 C 31하에서 상태 1(스탠스 굴곡)로 변화한다. 조건 C 31은 무릎이 일정 시간 동안 상태 3에 있을 때, 또는 만약 신장 모멘트가 출발 혹은 임계 수준 위에 있다면 그리고 무릎이 완전 굴곡 혹은 완전 신장에 가까운 가까이 있을 때 충족된다. 상태 3으로부터의 상태 1로의 이러한 상태 변화는 만약 절단환자가 서있는 자세로부터 그의 발꿈치로 몸을 뒤로 젖힐 때 발생한다.
상태 4(스윙 굴곡)는 조건 C 41 하에서 상태 1(스탠스 굴곡)로 변화한다. 조건 C 41은 축방향 힘이 작지만 0이 아닌 출발 혹은 임계치 위로 상승할 때 충족된다. 상태 4로부터 상태 1로의 이러한 상태 변화는 만약 절단환자가 무릎에 기대어 서 있지만 그러나 교대로 뒤와 앞으로 옮기고, 그의 보철에 무게를 가하고 가하지 않을 때 충족된다.
상기 제시된 바와 같이, 입력 감각데이터에 기초하여, 제어장치(190)는 사용자가 개개 걸음 사이클 혹은 활동을 통해 움직이는 상태들을 통해 순환한다. 이러한 상태 머신 소프트웨어는 마이크로프로세서(132) 혹은 메모리(150) 내에 내재한다. 다음으로, 각각의 상태를 위한 다양한 제어 활동 또는 구조가 설명된다. 상태 1, 2 및 3을 위한 제어 구조는 "스탠스 상태 제어"로 불리고 상태 4 및 5를 위한 제어구조는 "스윙 상태 제어"로 불린다.
스탠스 상태 제어
바람직한 일 실시예에 따라, 환자들에 의해 착용된 무릎 보철기의 스탠스 상태 제동을 적응성으로 제어하는 구조가 제공된다. 감각 데이터와 스탠스 상태 제동에 관한 상호관계가 무릎 보철기의 메모리에 저장된다. 보철 발이 지면과 접촉할 때 다양한 신체 사이즈의 절단환자들에 관한 임상 연구에서 입증된 이러한 관계들이 무릎 행동의 특징을 나타낸다. 감각정보들은 서고, 걷고 뛰는 상태에서 스탠스 상태 제동이 어떻게 조절되어야 하는가는 결정하는 이러한 상호관계와 결합하여 사용된다.
바람직한 일 실시예에 따라, 적응성 무릎 보철기는 절단환자의 스탠스 동안 무릎 제동 토크를 제어하기 위해 제공된다. 무릎 보철기는 일반적으로 제어가능한 무릎 브레이크, 센서 및 제어장치를 포함한다. 무릎 브레이크는 명령 신호에 대한 반응으로서 다양한 제동 토크를 포함한다. 센서는 절단환자가 지지표면 위를 이동할 때 무릎 각, 축방향 힘 및 작용된 모멘트를 측정한다. 제어장치는 메모리를 포함하고 무릎 브레이크에 명령 신호를 전달하고 센서로부터 입력 신호를 수신하는데 적응한다. 메모리는 그 내부에 다양한 신체 사이즈의 환자들에 대한 사전 임상 연구에서 입증된 감각 데이터와 스탠스 상태 제동 사이의 관계를 저장한다. 게다가, 신체역학적 정보는 제동 프로필의 조절을 안내하는 메모리 내에 저장된다. 제어장치는 환자 사이즈의 사전 지식과 무관계한 스탠스 상태 동안 무릎 브레이크에 의해 제공된 제동 토크를 적응성 및 자동적으로 제어하는데 임상 및 신체역학적 정보와 결합한 센서로부터의 감각 데이터를 사용한다.
상태 1(스탠스 굴곡) 및 상태 2(스탠스 신장):
일반적인 걸음에서, 무릎은 우선 굴곡하고 다음에 미드스탠스를 통하여 빠르게 신장한다(도 2 및 도 3을 보라). 상태 1, 또는 스탠스 굴곡에서, 무릎 보철기는 바람직하게 사용자의 체중 하에서 무릎이 버클링하지 않도록 저항 토크 또는 제동을 발휘해야 한다. 또한 무릎 보철기는 바람직하게 스탠스의 신장 주기, 혹은 상태 2 동안, 무릎이 과도신장하지 않도록 저항 토크 혹은 제동을 발휘해야 하고, 그 결과 무릎 신장은 과도하게 신장되지 않으며, 그에 의해 무릎 브레이크와 같은, 무릎의 회전부가 무릎 보철기캡(신장정지부) 혹은 외부 무릎 커버에 부딪치는 것을 방지한다.
무릎 보철기가 생활 같은 것 또는 자연스러운 반응에 근접하게 가장하도록 굴곡 및 신장을 제동해야 하는 정도는 대부분 신체 체중에 달려있다. 즉, 상태 1 및 2에서 더 큰 사용자가 더욱 충실하게 일반적으로 생활같은 것 혹은 자연적 느낌을 가장하도록 더 큰 제동치가 선호된다. (일반적으로 키가 큰 사용자가 더 큰 무릎 저항을 요구하는 반면 키가 큰 사람이 일반적으로 더 빨리 무릎을 회전시키고 그에 의해 시스템의 토크 반응을 증가시키며 …전류는 비례상수가 무릎 제동인 무릎 회전 속도에 비례하는 것을 주의하라.)
바람직한 일 실시예에 따라, 일반적으로 신체 사이즈의 전범위를 획득하기 위하여 작고/가벼운 것으로부터 크고/무거운 것까지의 여러가지 신체 사이즈의 절단환자들에 대한 임상연구가 수행되었다. 이러한 사용자들은 무릎 보철기 및 다른 감각 기구를 사용하였다. 바람직하게, 사용자들은 축 방향 및 모멘트 센서(140)를 따르는 무릎 보철기 브레이크(130) 및 무릎 각 센서(134)를 사용하였다.
이러한 임상 연구에서, 무릎 작동장치(130)에 의해 제공되는 굴곡 및 신장 제동치는 필요에 따라, 타 연계된 데이터 속에서, 축방향 힘, 무릎 모멘트, 무릎 각 및 무릎 각 속도 데이터를 감시하는 동안 다양한 신체 사이즈의 절단환자를 위해 최대한 이용된다. 따라서 이러한 데이터는 스탠스 상태 저항 및 스탠스 동안 측정 및/또는 계산된 감각정보 사이의 관계 또는 상호관계를 입증하는데 사용된다.
바람직하게, 임상 연구 데이터는 다양한 환자의 활동 및/또는 외부 조건 및 지형에 걸쳐 수집된다. 이들은 편평하거나 경사진 표면에서의 일반적인 걷기 또는 뛰기, 앉기, 계단 올라가기나 내려가기, 또는 예컨데, 슈트케이스를 들어올리는 등의 다른 상황을 포함한다.
최적화된 스탠스 상태의 무릎 저항 또는 제동과 다양한 신체 사이즈의 환자를 위한 감각 데이터 간의 관계 및 상호관계가 마이크로프로세서(132) 또는 시스템메모리(150) 내에 프로그램된다. 이들은 무릎 브레이크(130)의 작동을 자동적으로 제어하기 위하여 바람직한 실시예의 보철무릎시스템(110)에 사용된다.
절단환자가 최초로 본 발명의 바람직한 제어장치에 의해 제어되는 무릎 보철 시스템(110)을 사용하여 걸을 때, 마이크로프로세서 혹은 제어장치(132)는 처음에 상태 1의 무릎 회전에 대한 제동 혹은 저항을 큰 값에 맞춘다. 토크가 무릎 회전 속도에 비례하는 선형 댐퍼를 위한, 적당한 비례 상수, 혹은 제동치는 20Nm*초/라디안이다. 이는 무릎 보철기(110)는 안전하고 과도하게 큰 굴곡 각으로 휘지 않는 것을 보장한다. 바람직하게, 이러한 최대 굴곡 각는 15°를 초과하지 않는다.
상태 1의 제동과 달리, 바람직하게, 마이크로프로세서 또는 제어장치(132)는 초기에 상태 2의 무릎 회전에 대한 제동 혹은 저항을 작은 값에 맞춘다. 토크가 무릎 회전 속도에 비례하는 선형 댐퍼를 위해, 적당한 비례 상수, 혹은 제동치는 10 Nm*초/라디안이다. 이는 만약 무릎이 우연히 굴곡하게 된다면 절단환자가 무릎을 신장하게 한다.
절단환자가 움직이기 시작하고 몇몇 걸음을 걸을 때, 축방향 힘과 모멘트 센서(140)와 각 센서(134)는 연속적 또는 주기적으로 축방향 힘, 작용된 모멘트, 무릎 각 및 무릎 각 속도 데이터 또는 신호를 마이크로프로세서 또는 제어장치(132)에 제공하고 있다. 이러한 감각데이터는, 그리고 특별한 최대치의 힘과 최대치의 토크 및/또는 무릎 보철 시스템(110)에 작용된 축방향 힘 및 토크 프로필에서, 제어장치(132)에 의해 굴곡 및 신장 제동을 사전 임상 연구 동안 합리적 또는 최적화된 또는 일반적인 생활과 같은 스탠스 행동을 제공하도록 결정된 값 또는 프로필에 맞추는데 사용된다.
상기 제시된 바와 같이, 다양한 신체 사이즈를 갖는 넓은 범위의 환자들에 관한 이러한 임상 연구 동안 입증된 관계 또는 상호관계는 제어장치(132) 내에 프로그램되거나 저장된다. 환자가 부철 무릎 시스템(110)을 연속적으로 사용할 때, 필요에 따라, 더욱 자동화된 세밀한 고안 및 정밀한-조율장치가 시스템(110)에 의해 사용될 수 있다.
바람직한 실시예의 보철기는 임상 (보철) 및 신체역학적인 지식에 의해 안내되는 자체-교육 및/또는 자체-습득 시스템이다. 예를 들어, (시스템 메모리 내에 저장된) 신체역학적 지식은 도 1을 참조하여 상기 제시된 바와 같이, 전형적인 인간 걷기/뛰기의 기구에 관련된 정보를 포함한다.
게다가, 임상학적 관계 혹은 상호관계는 또한 무릎 보철 시스템(110)이 신체 사이즈와 무관계한 특정 절단환자를 위한 특유한 "출발 모멘트"를 결정하도록 한다. 상기 제시된 바와 같이, 이러한 출발 모멘트는 출발 모멘트가 환자 특유의 특정 값을 초과하는지 또는 미만인지에 따라 상태를 변화시키기 위해 상태 머신(190)(도 6)에 의해 사용된다.
유리하게, 바람직한 실시예에서, 어떤 환자 특유의 정보도 보철전문의 또는 환자들에 의해 무릎 보철기 내에 미리 프로그램될 필요가 없다. 무릎 보철기의 위치에서 측정된 감각정보를 사용하여, 스탠스 저항은 자동적으로 절단환자의 요구에 적응하고, 그에 의해 자동화된 환자-적응성 시스템을 적응한다.
상태 3(무릎 브레이크):
바람직한 일 실시예에서, 상태 3(무릎 브레이크)의 무릎 제동 혹은 저항은 절단환자가 용이하게 무릎을 굽힐 수 있도록 대체로 일정하고 최소화되어 유지된다. 바람직하게, 무릎 제동 토크의 최소치는 대략 0.4 Nm이고 대부분 사용되는 특정 무릎 보철기에 의해 결정된다. 대체적으로, 필요 또는 요구에 따라, 다른 최소 제동 토크값 및/또는 다양한 토크가 효과적으로, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여 사용된다.
또 다른 바람직한 실시예에서, 상태 3의 무릎 제동 또는 토크는 상태 1 및 2를 위해 상기 설명된 바와 같이 결정된다. 즉, 측정된 감각 데이터는, 그리고 특정 최대치의 힘 또는 최대치의 토크 및/또는 무릎 보철 시스템에 작용된 축방향 힘 및 토크 프로필에서, 제어장치에 의해 무릎 저항 또는 제동을 사전 임상 연구 동안 합리적 또는 최적화된 또는 일반적인 생활같은 스탠스 행동을 제공하도록 결정된 값 또는 프로필에 맞추는데 사용된다.
회전 상태 제어
바람직한 일 실시예에 따라, 환자가 다양한 보행 속도로 이동을 할 때 환자들에 의해 착용된 무릎 보철기의 스윙 상태 제동 토크를 적응성으로 제어하는 구조가 제공된다. 발꿈치-스트라이크로부터 발가락 이격까지 측정된, 보철 발의 지면 접촉 시간은 전진하는 보행속도와 잘 관련되어 나타난다. 구조는 환자의 전진 속도의 평가로서 발 접촉 시간을 연속적으로 측정하는 단계, 무릎이 편안하고 자연스럽게 움직일 때까지 스윙 상태 제동 프로필을 적응성으로 조절하는 단계를 포함한다. 무릎 신장을 위한 스윙 상태 제동 프로필은 반복적으로 최대 굴곡 각의 특정 범위에 도달하도록 조절된다. 또한, 무릎 신장을 위해서, 무릎 제동이 인공 무릎 캡에 대한 다리를 신장하는 충격력을 제어하기 위해 조절된다. 수렴된 제동치는 모든 보행 속도에서 자동적으로 스윙 상태 제동을 제어하는데 사용된다.
바람직한 일 실시예에서, 스탠스 상태 동안 제어장치(132)는 절단환자의 보행속도에 따라 변화하는, 입력 감각 데이터에 기초를 둔, 매개변수를 계산한다. 바람직하게, 이러한 매개변수는 보행 속도에 대해 균일하게 변화한다. 이하에서 제시되는 것처럼, 이러한 매개변수는 대체적으로 모든 속도에서 대체적으로 모든 환자를 위해 스윙 상태 무릎 저항을 자동적으로 제어하기 위해 제어장치(132)에 의해 사용된다.
바람직한 일 실시예에서, 속도 제어 매개변수는 보철 발이 지면과 접촉되어 있는 시간, 또는 발의 접촉 시간의 양이다. 또 다른 바람직한 실시예에서, 속도 제어 매개변수는 다리 보철이 상태 3으로부터 상태 4로 굴곡될 때 대체적으로 최대의 또는 완전한 신장과 대략 30도 굴곡 사이에서 발생하는 최대 굴곡 속도이다. 다른 바람직한 실시예에서, 필요에 따라, 다른 적합한 속도 제어 매개변수가 다양한 속도에서 무릎 저항을 적응성으로 제어하고 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여 사용될 것이다.
발 접촉 시간은 바람직하게 특정 시간 주기 동안 측정되거나 계산된다. 바람 직하게, 발 접촉 시간은 단일 스탠스 상태 동안 측정된다. 또한, 발 접촉 시간은 하나 이상의 걸음 사이클 동안 측정 또는 계산될 것이다. 발 접촉 시간은 바람직하게 축방향 힘 센서(140)로부터의 신호에 기초를 두고 계산될 것이다. 0이 아닌 축방향 힘 측정은 보철 발이 지면 또는 다른 지지 표면과 접촉되어 있다는 것을 가리킨다.
도 7을 참조하여, 일반적으로, 보행 속도가 증가할 때, 발의 접촉시간은 감소한다. 도 7에서, 단일 대상의 발 접촉 시간은 증가하는 속도에 따라 감소하는 시간을 나타내는, 전진하는 걷기 및 뛰기 속도에 따라 계획된다. x축(192)은 ㎝/sec 당 전진 속도를 나타내고 y축(194)은 초당 단일 스탠스 상태 동안의 발 접촉시간을 나타낸다.
도 7에서, 삼각형은 0.85 m/sec에서의 느린 걸음으로부터 1.74 m/sec에서의속도의 적당한 뛰기까지의 몇몇 구별되는 일정한 상태 속도에서의 비절단환자가 움직이는 동안의 접촉시간을 나타낸다. 도 7에 나타나는 것처럼, 접촉시간은 일반적으로 증가하는 속도에 따라 감소한다. 최소의 스퀘어 회귀 라인은 대략 0.32 sec2/meter의 기울기를 갖는 데이터에 맞춰진다. 유사한 회귀가 절단환자와 비절단환자 모두를 위해 준수된다. 데이터는 스웨덴, 파타일의 셀렉티브 일렉트로닉스사의 셀스팟Ⅱ 카메라에 기초하여 4-카메라 양측 운동 데이터-수집 시스템을 사용하여 수집된다(보스톤, 엠에이의 메사츄세츠 국립 병원 보행 연구실로부터의 비공표 데이터).
바람직한 일 실시예에 따라, 제어장치(132)는 반복적인 과정을 통해 스윙 상태 무릎 저항 또는 제동이 발 접촉 시간 또는 보행 속도에 따라 어떻게 조절될 것인가를 결정한다. 발 접촉시간의 완전한 생물학적 범위는 무릎의 프로세서(132)의 메모리(150) 내에 저장된다. 일반적으로, 작은 키의 사람은, 평균적으로, 큰 키의 사람에 비해 더 작은 발 접촉시간을 갖는다. 메모리(150) 내에 저장된 완전한 생물학적인 범위는 바람직하게 이러한 양극치를 포함한다.
바람직한 일 실시예에서, 메모리(150)는 일반적으로 발 접촉 시간의 완전한 생물학적 범위를 커버하기에 충분한 것보다 많은 0에서 대략 2초까지의 발 접촉 시간을 저장한다. 다른 바람직한 실시예에서, 메모리는 필요하거나 요구될 때, 발 접촉 시간의 완전한 생물학적 범위를 커버하려는 목적 및/또는 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 목적을 달성하려는 목표를 고려하여 효과적으로 발접촉시간의 더 작거나 더 큰 범위를 저장할 것이다.
바람직하게, 발 접촉시간 범위는 타임 슬롯으로 분배되거나 마이크로프로세서 메모리(150) 내에 분배된다. 절단환자가 느린 걸음으로부터 빠른 걸음까지 움직일 때 각각의 타임 슬롯 또는 보행 속도 범위가 실험된다. 전체적인 생물학적 범위가 분배되므로, 신장, 체중 또는 신체 크기과 관계없이, 각각의 절단환자는 느린 걸음으로 움직일 때부터 빠른 걸음 또는 뛰기로 움직일 때까지의 다양한 타임 슬롯을 실험한다.
바람직한 일 실시예에서, 분배의 크기는 약 100msecs이고, 따라서 2초 발 접촉 시간 또는 간격에 대해 전체 20 타임 슬롯을 제공한다. 어떤 절단환자는 느린 걸음 페이스로부터 빠른 걸음 페이스까지로 움직일 때 20 타임 슬롯의 전부가 아닌 부분를 실험할 것이다. 다른 바람직한 실시예에서, 분배의 크기는, 필요 또는 요구에 따라, 본 명세서의 하나 이상의 이점을 달성하려는 목표를 고려하여 효과적으로 대체적으로 선택될 수 있다.
바람직한 일 실시예의 제어장치는 바람직하게 각각의 타임 슬롯 내에서 무릎 제동 프로필을 조절한다. 상태 4에서, 제동치는 각각의 타임 슬롯 내에서 극대 굴곡 각을 제어하기 위하여 조절되고, 상태 5에서, 인공 무릎 캡에 대한 신장 다리의 충격력이 제어된다. 제어장치(132)(상기 제시된 바와 같이)에 제공된 감각 데이터에 기초하여, 제어장치(132)는 적당한 명령 신호 또는 지시를 무릎 브레이크 또는 댐퍼(130)에 보낸다.
상태 4(스윙 굴곡):
본 발명의 바람직한 제어장치에 의해 제어되는 무릎 보철 시스템(110)을 사용하여 절단환자가 최초로 걷거나 발걸음을 옮길 때, 바람직하게, 마이크로프로세서 또는 제어장치(132)는 처음에 무릎 회전에 대한 상태 4의 제동 또는 저항을 각각의 타임 슬롯 내의 가장 낮은 값에 맞추거나 조절한다. 따라서, 절단환자가 첫 걸음을 옮길 때, 상태 4의 무릎 제동 토크는 최소화되고, 무릎은 초기의 스윙 상태 내내 전부를 자유롭게 회전한다.
바람직하게, 무릎 제동 토크의 최소치는 약 0.4Nm이고 대체로 사용되는 특정 무릎 브레이크에 의해 결정된다. 또한, 다른 최소 제동 토크치 및/또는 다양한 토크가 본 명세서에 제시된 하나 이상의 이점을 달성하려는 목표를 고려하여, 필요 또는 요구에 따라, 효과적으로 사용될 것이다.
최초의 스템 후의, 다음 스텝 또는 걸음 사이클 동안, 제어장치(132)는 무릎이 고정되거나 미리 결정된 목표 각보다 큰 각으로 굴곡될 때마다 적당한 명령 신호 또는 지시를 무릎 브레이크(130)에 보냄으로써 바람직하게 브레이크 제동을 증가시킨다. 비절단환자가 걷는 동안, 초기 스윙 동안의 극대 굴곡각은 약 80°를 초과하지 않는다(도 3을 보라).
따라서, 바람직한 일 실시예에 따라, 대체적으로 자연스럽거나 생물학적인 걸음 사이클에 도달하기 위해 목표각은 무릎 보철 시스템(110)의 상태 4의 극대 굴곡각을 제어하는 대략 80°에 맞춰진다. 다른 바람직한 실시예, 및/또는 다른 활동 수준 또는 외부 조건에서, 상태 4의 목표각이 필요 또는 요구에 따라, 실질적으로 생활 같은 반응을 제공하고/거나 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목표를 고려하여 대체적으로 선택될 것이다.
마이크로프로세서(132)는 바람직하게 각 센서(134)에 의해 측정된 실제 굴곡각, 및 목표각 사이의 오차 또는 차이에 비례하는 양에 의한 제동을 증가시킨다. 증가된 제동은 장래 걸음 사이클을 위해 극대 굴곡각을, 그러나 바람직하게 유일하게 절단환자가 시험했던 타임 슬롯 또는 보행 속도 내에서 낮춘다.
상태 4에서, 극대 굴곡각이 목표각 아래로 떨어질 때 마이크로프로세서(132)는 적당한 명령 신호 혹은 지시를 무릎 브레이크(130)에 보냄으로써 제동 토크를 감소시킨다. 이는 제동 수준이 불필요하게 높아지지 않는 것을 보장한다.
바람직하게, 제동 토크는 극대 굴곡각이 연속되는 N 보행 스텝, 사이클 또는 활보를 위한 목표각 아래로 떨어질 때 감소된다. 다른 값들이 효과적으로 이용될지라도, N을 위한 바람직한 값은 대략 20 보행 또는 걸음 사이클이다. 브레이크 제동은 바람직하게 각 센서(134)에 의해 측정된 실질적인 굴곡각과 목표각 사이의 오차 또는 차이에 비례한 양에 의해 바람직하게 감소된다. 특정 타임 슬롯 또는 빈 내에서, 감소된 제동은 장래의 걸음 사이클을 위한 극대 굴곡각을 상승시킨다.
일반적으로, 더 빠른 걸음 속도에서, 더 큰 제동 수준이 목표각의 시발점 아래의 극대 굴곡각을 유지하기 위해 요구된다. 따라서, 상태 4의 적응 속도를 증가시키기 위하여, 바람직한 일 실시예에서, 더 빠른 걸음 속도 또는 타임 슬롯에서의 제동 수준들이 적어도 더 느린 속도 또는 타임 슬롯에서의 제동 수준들 만큼 높도록 제어장치가 고안된다.
게다가, 바람직하게, 일 걸음 또는 보행 사이클에 대한 각각의 타임 슬롯에 작용된 상태 4의 제동 수준들은, 그들이 다양하여 각에 종속될지라도, 일정하다. 또한, 하나 이상의 타임 슬롯에의 상태 4의 제동 수준 조절은 고정되거나 미리 결정된 무릎각 범위에 대한 제동을 변화시키거나 제동이 작용되는 각 범위 또는 그것의 조합을 변화시키는 것을 포함한다.
절단환자가 무릎 보철 시스템(110)을 계속해서 사용하고 걷기, 뛰기 또는 다른 보행 속도의 다양한 범위를 실험할 때, 상태 4의 무릎 제동은 극대 무릎 굴곡이 항상 실질적으로 모든 걷기, 뛰기 또는 다른 보행 속도를 위한 목표각 아래, 또는 그에 가까이로 떨어질 때까지 각각의 타임 슬롯 내에 점차적으로 수렴한다. 각각의 타임 슬롯 또는 보행 속도를 위한 최적화된 제동 토크 값 또는 프로필들은 마이크로프로세서 메모리(150)내에 저장된다. 따라서, 일단 반복적 적응 제어 구조가 실행되면, 절단환자는 별개의 타임 슬롯, 따라서, 상태 4 내의 별개의 제동 수준을 실험하는 모든 동안 느린 걸음으로부터 빠른 걸음까지 빠르게 가속할 수 있다.
상태 5(스윙 신장):
스윙 보철이 인공 무릎 캡을 칠 때 충격력을 제어하는데 유사한 구조 또는 전략이 사용된다. 상기 언급된 바와 같이, 이러한 인공 무릎 캡은 신장정지부로서의 역할을 한다.
본 발명의 바람직한 제어구조에 의해 제어되는 무릎 보철 시스템(110)을 이용하여 절단환자가 최초로 걷거나 최초로 걸음을 옮길 때, 바람직하게, 마이크로프로세서 또는 제어장치(132)는 처음에 상태 5의 제동을 개개의 타임 슬롯 내에서 최저치로 맞춘다. 따라서, 절단환자가 최초로 걸음을 옮길 때, 상태 5의 무릎 제동 토크는 최소화되고, 무릎은 상태 4의 극대 굴곡 각으로부터 상태 5의 최대 신장각(대략 180°)까지 신장한다. 인공 무릎 캡과의 접촉은 더 신장하는 것을 방지한다.
바람직하게, 무릎 제동 토크의 최저치는 약 0.4Nm이고 대체로 사용되는 특정 무릎 브레이크에 의해 결정된다. 대체적으로, 다른 최소 제동 토크치 및/또는 다양한 토크가, 필요 또는 요구에 따라, 본 명세서에서 제시되는 하나 이상의 이점을 달성하려는 목적을 고려하여, 효과적으로 사용될 것이다.
최초 발걸음 후의, 다음 발걸음 또는 보행 사이클 동안, 개개 빈 또는 타임 슬롯 내에서, 최소화된 제동으로, 인공 무릎 캡에 대한 회전 다리의 평균적인 충격력을 계산한다. M 타임 슬롯 또는 빈의 최소로부터 최대까지, 만약 2개의 연속적인 빈이 바로 접근되지 않는다면 중간의 빈을 위해 평균적인 충격력을 측정하기 위해 선형 외삽법이 수행된다. 예컨데, 만약 평균이 빈 "11"이 아닌, 빈 "10" 및 "20"으로 계산된다면, 빈 "10"에 대한 충격력으로부터 빈 "12"에 대한 충격력까지의 선형 외삽법이 계산된다. 이러한 선형 함수가 빈 "11"을 위해 충격력을 측정하는데 채용되나. 필요 또는 요구에 따라, 더 많음 또는 더 적음이 효과적으로 사용됨에도 불구하고, M 빈 지역은 바람직하게 약 3에서 5 빈 또는 타임 슬롯 사이를 포함한다.
M 평균 충격력이 계산되고 선형 외삽법이 최소로부터 최대 빈까지 수행된 후에, 무릎 제동치가 임상적으로 결정된 최상의 신장 제동에 대한 충격력과 관련된 관계를 사용하는데 선택된다. 따라서, 절단환자는 오직 M 빈 지역에 대한 걸음 속도만을 제외하고 제동이 다리 신장을 감속하는 것을 감지한다. 최대치를 초과하고 최저치에 못미치는 빈에 대해서, 부가적인 데이터가 수집되고 평균 충격력이 계산될 때까지 디폴트 최저 제동이 사용된다. 최대치를 초과하고 최저치에 못미치는 빈에 대해서, 선형 외삽법이 중간 빈에 대한 평균 충격력을 계산하는데 실행된다. 예컨데, 만약 원래의 M 빈의 최대치가 "14"이고, 평균 충격력이 빈 "17"로 계산된다면, 빈 "14"에 대한 평균 충격력과 빈 "17"에 대한 평균 충격력으로부터의 선형 함수를 사용하여 빈 "15" 및 "16"으로 충격력이 계산된다. 일단 평균 충격력이 원래의 M 빈의 지역 상하로 계산되면, 무릎 제동치들은 임상적으로 결정된 최상의 신장 제동에 대한 충격력과 관련된 관계를 사용하여 선택된다.
임상적으로 결정된 최상의 신장 제동에 대한 충격력에 관련된 관계는 바람직하게 개개의 걷기, 뛰기 또는 다른 보행 속도에서 움직이는 환자를 사용한 임상 연 구에 의해 결정된다. 바람직하게, 임상적으로 결정된 최상의 신장 제동에 대한 충격력에 관련된 관계는 다른 신체 크기(체중)을 갖는 환자를 이용한 임상 연구에 의해 결정된다. 이러한 임상적으로 결정된 관계는 바람직하게 시스템 메모리(150)내에 저장된다.
개개의 타임 슬롯 또는 빈을 위해, 일단 최상의 신장 제동치가 선택되고, 일단 마이크로프로세서(132)가 다시 평균 충격력을 계산하고, 이러한 새로운 평균력이 목표로서 사용된다. 만약 특정 빈 내에서 현저하게 충격력의 크기를 변화시키는 시스템 장애가 발생한다면, 충격력이 목표 충격력과 동일하거나, 이에 가까울 때까지 신장 제동이 조절된다. 예컨데, 특정 빈 내에서, 만약 제동 후의 평균 충격력이 100 Newton이 되고, 장애가 회전 다리가 150 Newton의 힘으로 인공 무릎 캡을 충격하도록 한다면, 신장 제동은 충격력이 일단 다시 원래의 100 Newton과 같거나, 이에 가까울 때까지 그 빈을 위해 증가된다. 이런 적응 루틴으로, 절단환자는 가벼운 신발로부터 무거운 신발까지 바꿀 수 있고 재프로그램을 위해 그들의 보철전문의에게 되돌아가지 않고 여전히 편안하게 걸을 수 있다.
인공 무릎캡에 대한 회전 다리의 평균적 충격력이 보철에 위치한 센서에 의해 제공된 신호 또는 데이터를 사용해서 제어장치(132)에 의해 바람직하게 계산된다. 충격력 센서는 바람직하게 센서(140)를 포함하고 상기 제시된 바와 같이, 프레임(141) 위에 배치되거나 기계적으로 연결된 하나 이상의 스트레인지 게이지를 포함한다. 계산되거나 결정된 충격력에 기초하여, 제어장치(132)는 적당한 명령 신호 또는 지시를 무릎 제동을 제어하는 무릎 브레이크(130)에 제공한다.
상태 5 제동은, 각각의 타임 슬롯 또는 보행 속도에서, 본 발명의 제어장치의 바람직한 실시예의 몇가지 방법에 의해 조절될 수 있다. 예를 들어, 한개 이상의 타임 슬롯 내에서의 상태 5 제동 수준의 조절은 고정되거나 미리 결정된 무릎 각 범위에 대한 제동을 변화시키는 것 또는 제동이 작용된 각범위 또는 그것의 결합을 변화시키는 것을 수반한다. 게다가, 단일 걸음 또는 보행 사이클에 대한 하나 이상의 타임 슬롯에 작용된 상태 5 제동 수준은 일정하고, 다양하며/거나 각 종속적일 것이다.
바람직한 일 실시예에 따라, 제어구조는 고정되거나 미리 결정된 각 범위를 벗어나거나 그 내에서 상태 5에서의 무릎 제동을 조절한다. 예를 들어, 무릎 제동 토크는 특정 타임 슬롯 내에서 제동을 증가시키거나 감소시키기 위하여 대략 130°에서 대략 180°까지의 범위와 같은 특정 신장 각 범위 내에서 증가되거나 감소된다.
다른 바람직한 실시예에 따라, 제어구조는 상태 5 제동 수준을 실질적으로 일정하게 유지하고 대신 무릎 제동이 작용된 각 범위를 조절한다. 예를 들어, 무릎 제동은 일정하고 최대치이며, 이러한 제동은 대략 170°부터 대략 180°까지의 신장 각 범위에 대해 작용된다. 상태 5 제동을 증가시키기 위하여, 무릎 제동의 개시를 위한 출발 신장 각은 특정 타임 슬롯 또는 보행 속도를 위한 상태 5 제동을 증가시키기 위하여 대략 170°부터 대략 160°까지 변화될 수 있다.
일반적으로, 더 빠른 보행 속도에서, 더 큰 제동 수준이 수용가능한 범위에서 인공 무릎캡에 대한 충격력을 유지하기 위하여 요구된다. 따라서, 상태 5 적응 속도를 증가시키기 위하여, 바람직한 일 실시예에서, 더 빠른 걸음 속도 또는 타임 슬롯에서의 제동 수준이 적어도 더 낮은 속도 또는 타임 슬롯에서의 제동 수준만큼 높도록 고안된다.
절단환자가 무릎 보철 시스템(110)을 계속해서 사용하고 걷기 및 뛰기 속도의 다양한 범위를 실험할 때, 인공 무릎캡에 대한 회전 다리의 충격력이 모든 걷기, 뛰기 또는 다른 보행 속도를 위하여 수용가능한 수준에서 유지될 때까지, 상태 5 제동은 점차적으로 각각의 타임 슬롯 내에 수렴한다. 각각의 타임 슬롯 또는 보행속도를 위한 최상의 제동 토크 값 또는 프로필이 마이크로프로세서 메모리(150) 내에 저장된다. 따라서, 일단 반복적인 적응 제어장치가 실행되면, 별개의 타임 슬롯, 따라서, 상태 5 내의 별개의 제동 수준을 실험하는 동안 줄곧, 절단환자는 신속하게 느린 걸음으로부터 빠른 걸음까지 가속할 수 있다.
환자가 무릎 보철 시스템(110)을 계속해서 사용하는 동안, 필요에 따라, 더욱 자동화된 세밀한 고안 및 정밀 조율이 시스템(110)에 의해 구성될 수 있다. 바람직한 실시예의 보철은 임상적 (보철) 및 신체역학적 지식에 의해 안내되는 자체-교육 및 자체-습득 시스템이다. 예를 들어, (시스템 메모리 내에 저장된)신체역학적 지식은 도 1을 참조하여 상기 제시된 바와 같이, 일반적인 인간의 걷기/뛰기와 관련된 정보를 포함한다.
유리하게, 어떤 환자의 특성도 바람직한 실시예의 제어장치 및 무릎 보철 시스템에 의해 필요하지 않고, 따라서 보철전문의 또는 절단환자들에 의해 미리 프로그램되는 것이 별개의 보행 속도 및 별개의 환자를 수용하기 위하여 필요하지 않다.시스템은 환자-적응성 및 속도-적응성이기 때문에 일단 환자가 보철전문의 시설을 떠나면 다양한 타입의 장애에 적응할 수 있다. 바람직하게, 이는 또한 시간과 비용을 절약하고, 다른 신장 적응 또는 실험 기간 동안 환자를 위하여 불편, 불안 및 피로를 제거하거나 완화시킨다.
바람직한 실시예의 제어장치 및 보철은 환자가 매우 다양한 활동을 수행하도록 한다. 이들은 편평하거나 경사진 표면에서의 일반적인 걷기 또는 뛰기, 앉기, 계단 오르기나 내려가기, 또는 예컨데, 사용자가 슈트케이스를 들어올리는 것과 같은, 다른 상황을 포함한다.
자력유동학적 무릎 브레이크
본 발명에 따른 자기유동학의 무릎 브레이크 또는 작동장치의 바람직한 실시예는 2001년 1월 22일 출원된 "전자적으로 조절되는 보철무릎"이라는 제목의 미국특허 제09/767,367호에 개시되어 있으며, 이에 의하여 이 전체 명세서는 여기서 참조되어 통합될 것이다. 명세서의 명확하고 간략함을 위해, 이러한 자기유동학의 무릎 브레이크 또는 작동장치의 단지 간단한 기술이 이하 설명될 것이다.
도 8은 본 발명의 바람직한 일실시예에 따른 회전하는 무릎 보철기 브레이크 또는 자력유동학적(MR) 제동시스템(210)의 간략한 구성도이다. 무릎 작동장치(210)는 대체로 전자석이나 자기코일(214)에 의해 주위가 둘러싸이거나 덮어싸이고, 한쌍의 측판이나 디스크(216, 218)와 기계적으로 연결된 중심코어(212)를 포함한다. 조절되고 변하는 전류가 전자석(214)을 통과함으로써, 다양한 자기장이 형성된다. 바람직하게, 코어(212)와 측판(216, 218)은 철을 함유하고, 자화될 수 있거나 자성을 띤 물질 등으로 제조된다. 보다 바람직하게, 코어(212)와 측판(216, 218)은 고선속포화밀도와 고투자율의 자기적으로 부드러운 물질로 제조된다.
보철무릎브레이크 또는 작동장치(210)는 내부 박판(222)과 기계적으로 연결된 다수의 내부 칼날이나 판(220)을 더 포함한다. 내부 박판(222)은 일반적으로 전자석(214) 주위를 둘러싸거나 덮어싸며, 서로 연결되거나 측판(216, 218)과 기계적으로 연결된다. 칼날(220)은 바람직하게 제동회전축(224)에 대해 동심원상으로 배열된다. 내부 박판(222)은 바람직하게 무릎관절회전축(224)에 대해 회전하며, 이에 따라 칼날이나 회전자(220)와 코어 측판(216, 218)도 회전한다. 내부박판(222)의 회전은 다리 하부(무릎 하부)의 회전이나 움직임에 대응한다.
보철무릎브레이크 또는 작동장치(210)는 또한 외부 박판(232)과 기계적으로 연결된 다수의 외부 칼날이나 판(230을 포함한다. 외부 박판(232)은 일반적으로 내부 박판(222)의 주위를 둘러싸거나 덮어싼다. 칼날(230)은 바람직하게 제동회전축(224)에 대해 동심원상으로 배열된다. 외부 박판(232)은 바람직하게 무릎관절 회전축(224)에 대해 회전하며, 이에 따라 칼날 또는 고정자(230)도 회전한다. 외부 박판(232)의 회전은 다리 상부(무릎 상부)의 회전이나 움직임에 대응한다. 바람직하게, 외부 박판이나 하우징(232)은 보철무릎관절(210)을 적당한 의족 소켓 등에 용이하게 연결하기 위한 수단을 포함한다. 따라서, 외부 박판(232)과 고정자(230)는 바람직하게 대체로 의족 소켓이나 여분의 사지에 대해 비회전적으로 연결되거나 회전하지 않는다.
다수의 회전자(220)와 고정자(230)는 교차방식으로 산재되며 인접한 칼날(220. 230) 사이의 이격공간은 자기유동(MR)액(234)으로 채워져 있다. 이에 의하여, 내부 박판(222)과 외부 박판(232) 사이에 형성된 캐비티나 통로에 자기유동액이 존재한다. 바람직한 일실시예에서, 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 이격공간이나 미세공간의 MR액(234)은 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이에 얇은 윤활필름을 형성한다. 측판(216, 218)과 인접한 고정자(230) 사이에 존재하는 MR액의 시어링은 또한 무릎 제동에 기여할 수 있다.
무릎 관절이 회전하는 동안에, 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 다수의 이격공간에 채워져 있는 MR액은 시어링 되어 제동토크를 발생시키며 사지의 회전을 조절한다. 칼날이나 디스크(220, 230)는 바람직하게 철을 함유하고, 자회될 수 있거나 자성을 띤 물질 등으로 형성된다. 보다 바람직하게, 칼날이나 디스크(220, 230)는 기계적으로 실용적인 고투자율과 자기적으로 유연한 물질로 형성된다.
무릎관절작동장치(210)는 서로 연결되거나 각각 측판(216, 218)과 연결된 한 쌍의 볼 베어링(ball bearing, 226, 228)을 더 포함한다. 볼 베어링(226, 228)은 서로 더 연결되거나 각각 측벽이나 설치포크(236, 238)에 더 연결된다. 따라서, 내부 박판(222)과 설치포크(236, 238) 사이에 회전결합이 형성된다. 외부 박판(232)과 결합되어 설치포크(236, 238)는 무릎 작동장치(210)의 하나의 주요 외부틀을 형성된다. 바람직하게, 측벽이나 설치포크(236, 238)는 보철무릎작동장치(210)를 적당한 임시의족, 경골부 등에 용이하게 연결하기 위한 수단을 포함한다.
바람직하게, 중심코어(212)와 전자석(214)은 또한 내부 박판(222), 회전자(220), 코어측판(216, 218) 및 설치포크(236, 238)의 회전에 따라 회전한다. 고정자(230)는 외부박판(232)의 회전과 함께 회전한다.
회전자(220)는 내부 박판(222)과 관련되어 교대로 고정되며 고정자(23)는 외부 박판(232)과 관련되어 교대로 고정된다. 이동이나 무릎 회전의 다양한 단계 동안에, 무릎 회전축(224)에 대해 회전자(220)는 회전하며 고정자(230)는 실질상 교대로 고정된다. 또는 고정자(230)가 회전하며 회전자(220)는 실질상 교대로 고정된다. 또는 회전자(220)와 고정자(230) 모두 회전하거나 실질상 교대로 고정한다. "회전자" 및 "고정자"라는 용어는 내부 칼날(220)과 외부 칼날(230)을 구별하기 위해 사용되며, 회전자(220)와 고정자(230) 모두 회전할 수 있고 회전자(220)와 고정자(230) 사이에 상대적인 회전운동이 형성된다는 것을 가르친다(인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 이격공간에 MR액이 시어링 된 채로). 원한다면, 칼날(220)을 "내부 회전자"로 칭하고 칼날(230)을 "외부 회전자"로 칭할 수 있다.
자석(214)의 작용은 자기장, 회로 또는 통로(240)가 무릎작동장치(210) 내에 발생되거나 형성되도록 한다. 바람직한 일실시예에서, 자기장(240)은 중심코어(212)를 관통하며, 측판(218)의 외부로 방사상 통과하며, 산재된 회전자(220)와 고정자(230) 및 자기유동액(234) 세트를 측면으로 관통하고 측판(216)의 내부로 방사상 관통한다. 코어(212)와 측판(216, 218)을 관통하는 자기장 영역(24)은 일반적으로 자기순환로를 정의하며, 활성 또는 기능 자기장은 일반적으로 회전자(220), 고정자(230) 및 MR액(234)을 관통하는 자기경로에 의해 정의된다.
자기유동(MR)액(234)은 적용된 자기장 크기에 의존하여 유동이나 점성률이 변화된다. 차례로, 액의 점성률의 이러한 변화는 발생된 전단 힘/응력의 크기, 토크 또는 비틀림저항을 결정하며, 이에 따라 무릎 보철기 브레이크(210)에 의해 제동 정도가 제공된다. 따라서, 이러한 자기장의 크기를 조절함으로써 인공다리의 회전운동이 조절되어 예를 들면, 회전하는 동안 굴곡과 신장 및 스탠스 단계를 조절한다. 이에, 절단환자를 위한 보다 자연스럽고 안전한 보행을 제공한다.
바람직한 일실시예에서, 회전자(220) 및/또는 고정자(230)는 측방향(242)으로 바꾸어 놓을 수 있으며, 이에 따라 자기장의 영향 하에서 인접한 회전자(220) 및/또는 고정자(230)를 자기장 힘에 의해 결정된 다양한 힘으로 마찰시켜 "하이브리드" 자기유동 및 마찰브레이크를 형성한다. 다른 바람직한 실시예에서, 회전자(220)와 고정자(230)는 박판(222, 232)에 관련된 위치에서 측면으로 고정되며, 따라서 제동효과는 실질상 순수하게 자기유동이거나 점성이다. 대신, 회전자(220) 및/또는 고정자(230)의 일부는 측면으로 고정되며 나머지 다른 것들은 요구되거나 원하는 대로 측면으로 바꾸어 놓을 수 있어, 여기서 가르치거나 제시된 바와 같이 실질적으로 자연스러운 느낌 및/또는 안전한 보철장치를 제공하며, 및/또는 하나 또는 그 이상의 이득과 장점을 달성하는 목적을 고려한다. 일실시예에서, 측판(216, 218)은 측면으로 바꾸어놓을 수 있으며, 인접한 고정자(230)와의 마찰접촉으로 인해 마찰 제동에 기여한다.
유리하게도, 시어 모드에서 작동시킴으로써 본 발명의 MR이 작동된 무릎 보철기 내에 압력 상승이 없거나 무시될 수 있는 압력상승이 있다. 이는 실질상 액 누출 가능성 및 무릎 파손을 제거하거나 감소시키며, 이에 따라 바람직하게 장치의 안전성을 추가한다.
또한 이롭게도, 본 발명의 바람직한 실시예에 의해 제공된 다수의 시어링 표면이나 선속 인터페이스는 토크 배율기처럼 동작하며 부가 전동장치 또는 다른 보조 요소의 사용없이 점성 토크 정도를 원하는 최대값까지 상승시킨다. 예를 들어, 두 개의 선속 인터페이스가 약 1N/m의 최대 점성토크를 제공할 수 있다면, 40개의 선속 인터페이스는 약 40N/m의 점성 제동토크를 제공할 수 있을 것이다. 반대로, 40:1의 증가 이동이 점성토크를 증가시키는 데 사용된다면, 불리하게도, 반사된 시스템의 관성이 약 1600 계수에 의해 확대될 뿐만 아니라, 시스템 무게, 크기 및 복잡성이 바람직하지 않게 증가된다.
바람직한 실시예의 보철무릎작동장치의 다수의 시어링 표면이나 인터페이스는 또한 유리하게도 넓은 동적 토크 범위가 달성되도록 하며, 이것은 환자를 위해 안전한 및/또는 자연스러운 보행을 가능케 한다. 바람직하게, 바람직한 실시예의 MR 동작 보철무릎은 빠르고 정확한 반응을 제공한다. 다시, 이는 환자가 안전한 및/또는 보다 자연스러운 방법으로 움직이도록 한다.
도 9와 도 10은 본 발명의 바람직한 일실시예에 따른 특성 및 장점을 가진 자기유동 회전 보철무릎 작동장치, 브레이크 또는 댐퍼(210)를 보여준다. 보철무릎작동장치(210)는 바람직하게 대체로 무릎 회전축(224)을 따라 또는 무릎회전축(224)에 대해 조절할 수 있는 소산하는 힘을 발생시킨다. 도 9와 도 10의 무릎 작동장치 실시예는 일반적으로 도 8의 무릎작동장치 실시예의 동작 및 구조와 유사하며, 이에 따라 명세서의 명료하고 간결함을 위해 도 9와 도 10의 실시 예가 이하에서 단지 간단하게 설명될 것이다.
전자적으로 조절되는 무릎 작동장치(210)는 일반적으로 한 쌍의 회전 측판(216, 218)과 기계적으로 연결된 중심코어(212), 전자석(214), 회전 내부박판(222)과 기계적으로 연결된 다수의 칼날이나 회전자(220), 회전 외부 박판(232)과 기계적으로 연결된 다수의 칼날이나 고정자(230), 회전운동을 한 쌍의 외부 측벽이나 포크(236, 238)로 이동시키기 위한 한 쌍의 볼 베어링(226, 228)을 포함한다. 회전은 실질적으로 무릎 회전축(224)에 대한 것이다.
다수의 회전자(220)와 고정자(230)는 바람직하게 교차 방식으로 산재되며, 인접한 칼날(220, 230) 사이의 이격공간이나 미세공간은 자기유동(MR)액의 얇은 윤활필름을 포함한다. 이에 의해, 내부 박판(222)과 외부 박판(232) 사이에 형성된 캐비티나 통로에 자기유동액이 형성된다. 이러한 바람직한 실시예는 조절할 수 있고 믿을 수 있는 인공무릎관절을 제공하며, 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 다수의 이격공간이나 선속 인터페이스에 있는 MR액을 시어링(shearing)함으로써 이롭게도 넓은 동적 토크범위를 가진다.
바람직하게, 말단에 실을 꿴 막대(248)와 너트(250)는 무릎 보철기(210)의 선택된 요소를 확보하는 데 사용되며, 이에 의하여 최소의 고정수단으로 조립 및 분해를 간단한 방법으로 할 수 있다. 대신하여, 또는 부가적으로, 다앙한 형태의 고정수단, 예를 들면 스크루, 핀, 락, 클램프 등이 요구되거나 원하는 대로 효과적으로 사용될 수 있어, 여기서 가르치거나 제시된 바와 같이 안전한 부착을 제공 및/또는 하나 또는 그 이상의 이득과 장점을 달성하는 목적을 고려한다.
바람직한 일실시예에서, 보철무릎브레이크(210)는 굴곡 조립체를 더 포함한다. 굴곡정지시스템은 물리적으로 외부 측면 포크(236, 238)와 외부 박판(232) 사이의 회전을 제한함으로써 최대로 허용할 수 있는 굴곡각을 조절하며, 이에, 무릎관절의 회전이 조절된다.
바람직한 일실시예에서, 보철무릎브레이크(210)는 신장정지시스템 또는 조립체를 더 포함한다. 신장정지시스템은 물리적으로 외부 측면 포크(236, 238)와 외부 박판(232) 사이의 회전을 제한함으로써 최대로 허용할 수 있는 신장각을 조절하며, 이에 무릎관절의 회전이 조절된다.
바람직한 일실시예에서, 보철무릎브레이크(210)는 조절된 토크 또는 힘을 적용함으로써 다리에 자극을 주거나 바이어스를 걸어 다리가 펴지도록 도와주는 신장보조장치를 더 포함한다. 많은 장치 중 하나, 예를 들면 본 분야에서 알려진 스프링로드 신장보조장치와 같은 것은 본 발명과 관련하여 사용될 수 있다.
바람직한 일실시예에서, 보철무릎브레이크(210)는 교차 방식으로 산재된 40개의 회전자(220)와 41개의 고정자(230)를 포함한다. 이것은 자기유동(MR)액이 존재하는 40개의 선속 인터페이스 또는 액 이격공간을 형성한다. 또 다른 바람직한 실시예에서, 회전자(220)의 수는 약 10 내지 100개이며, 고정자(230)의 수는 약 11 내지 101개이며, 따라서 자기장의 존재에서 제동이 일어나는 회전자 인터페이스에의 MR액의 수는 회전자 수의 두 배이다. 다른 바람직한 실시예에서, 회전자(220)의 수는 1 내지 100개의 범위에 있다. 더 바람직한 실시예에서, 고정자(230)의 수는 1 내지 100개의 범위에 있다. 다른 바람직한 실시예에서, 회전자(220), 고정자(230) 및/또는 선속 인터페이스의 수는 필요에 따라 혹은 원하는 대로 양자택일하여 효과적으로 선택하여, 여기서 가르치거나 제시된 바와 같이 넓은 동적 토크범위를 제공 및/또는 하나 또는 그 이상의 이득과 장점을 달성하는 목적을 고려한다.
이롭게도, 유발된 항복응력 또는 점성토크는 회전자 수의 두 배로 증가된 회전자-고정자 쌍 사이의 중첩영역(자기장 존재시 제동토크를 발생하는 회전자 인터페이스로의 MR액의 수)에 비례한다. 이는 바람직하게 회전자(220) 및/또는 고정자(230) 및/또는 인접한 회전자(220) 및/또는 고정자(230) 사이의 중첩 또는 메이팅 표면영역의 수를 선택하거나 미리 설정함으로써 점성토크 혹은 항복응력이 증가되거나 감소되도록 한다. 또 다른 장점은 MR동작 보철브레이크(210)의 전체 크기, 즉 반지름 크기 및 측면 크기를 조절할 수 있다는 것이다. 예를 들면, 선속 인터페이스의 수 및 시어링 표면의 중첩영역의 적당한 선택에 의해 동일한 점성 토크범위를 제공하면서 전체 무릎 구성을 방사상으로 더 크고 측면으로 더 가늘게 만들 수 있다.
전체 MR액 이격공간을 포화시키는 데 필요한 전력이 이격공간의 크기에 강한 작용을 하기 때문에 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 MR액 이격공간을 최소화시키는 것이 바람직하다. 따라서, 이롭게도, 더 작은 이격공간 크기가 MR동작브레이크(210)를 더 효과적이게 하며 소비전력을 감소시킨다.
바람직하게, 또한 적용된 자기장이 존재하지 않을 때 인접한 회전자와 고정자 표면 사이의 MR액을 시어링하는 것으로부터 점성제동힘이나 토크 성분만이 존재되도록 MR액 이격공간 크기가 선택된다. 즉, 자기장이 0인 상태 하에서는 회전자(220)와 고정자(230) 사이에 마찰 토크 요소가 없다.
따라서, 바람직한 일실시예에서, MR액 이격공간 크기를 최소화함으로써 MR액을 포화시키기 위해 요구되는 전력은 감소되며 무릎의 동적 범위는 증가된다. 이러한 실시예에서, 이격공간은 자기장이 0인 상태 하에서 인접한 회전자와 고정자 표면 사이에 정상힘이 작동하도록 감소되지 않으며, 마찰을 유발한다. 회전자와 고정자 사이의 무마찰은 무릎관절을 자유롭게 회전시키며, 이에 의해 더 넓은 동적 범위를 제공한다. 상술한 바와 같이, MR액이 시어율이 증가되는 것과 함께 액 점성률이 감소하는 시어율이라고 알려진 성질을 나타내기 때문에 자기장이 0인 상태에서 점성 제동은 액의 이격공간을 감소시키며 급격히 증가시키지 않는다.
바람직한 일실시예에서, 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 MR액 이격공간의 크기 혹은 넓이는 약 40㎛ 또는 그 이하이다. 또 다른 바람직한 실시예에서, 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 MR액 이격공간의 크기 혹은 넓이는 약 10㎛에서 약 100㎛까지의 범위에 있다. 다른 바람직한 실시예에서, MR액 이격공간 크기는 효과적으로 요구되거나 원하는 대로 택일적으로 특정크기로 만듦 및/또는 구성하여, 여기서 가르치거나 제시된 바와 같이 효과적으로, 넓은 동적 토크범위를 가진 에너지면에서 효율적인 보철무릎브레이크(210)를 제공, 및/또는 하나 또는 그 이상의 이득과 장점을 달성하는 목적을 고려한다.
바람직한 실시예의 전자적으로 조절되는 자기유동 가동 보철무릎브레이크는 무릎 운동의 고속 즉시 반응조절을 제공하며, 손발이 절단된 사람에게는 튼튼하고 비용이 알맞다. 바람직한 실시예는 손발이 절단된 사람에게 이롭게도 향상된 안정 성과 걸음걸이의 균형 및 에너지의 효율성을 제공하며 자연스런 무릎관절의 동력학을 흉내냄 및/또는 가깝게 재형성한다.
동작하는 동안에, 전자석이나 자기코일(214)은 필요에 따라 선택되거나 미리 설정된 전기신호, 전압 또는 전류에 의해 작동하여 활동적인 다양한 자기장을 발생시켜 실질적으로 다수의 회전자와 고정자 표면을 수직으로 통과하고 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 MR액이나 필름을 관통하여, 보철무릎(210)의 회전운동을 정밀하고 정확하게 조절하는 다양한 제동토크(또는 회전저항력)를 발생시킨다. 상술한 바와 같이, 바람직한 일실시예에 따르면, 토크는 마찰제동요소를 포함한다.
바람직하게, 바람직한 실시예의 MR 동작 무릎 보철기(210)는 빠르고 정확한 반응을 제공한다. MR 미립자에 있는 물질은 밀리세컨드(ms) 내에서 적용된 자기장에 반응하며, 이에 의해 액 유동 및 무릎 운동의 실시간 조절이 가능하다. 이는 환자가 안전한 및/또는 보다 자연스러운 방법으로 움직이는 것을 돕는다.
이롭게도, 점성제동토크는 MR액의 시어링에 의해 발생된다. 따라서, 본 발명의 MR 동작 보철무릎(210) 내에서 압력 상승 또는 변화가 없거나 혹은 무시할 수 있는 정도의 것이다. 이는 실질적으로 액 누출의 가능성 및 무릎 파손을 제거하거나 감소시키며, 따라서 바람직하게 안정성이 부가된다. 또한, 압력 베어링과 같은 값비싼 및/또는 상대적으로 복잡한 요소 등은 믿을 수 있는 시일을 제공하는 데에 사용하는 것을 필요치 않는다.
또 다른 장점은 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 다수의 시어링 표 면이나 선속 인터페이스가 토크 배율기처럼 동작하고 부가적인 진동장치나 다른 보조요소의 사용없이 점성 토크수준(및/또는 마찰토크)이 원하는 최대값으로 상승되는 것이다. 또한, 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 중첩표면영역을 선택함에 있어서 유동성은 또한 최대 도달 점성토크(및/또는 마찰토크)를 증가시키거나 감소시킬 수 있다. 따라서, 바람직하게 필요에 따라 혹은 원하는 대로 넓은 동적 토크 혹은 비틀림저항 범위는 제공될 수 있으며, 실질적으로 시스템 크기, 무게 혹은 복잡성을 부가시키지 않고 본 발명의 다능을 부가한다.
바람직한 일실시예에서, 바람직한 실시예의 보철무릎작동장치는 약 40N/m의 최대 동적 토크를 제공한다. 또 다른 실시예에서, 바람직한 실시예의 보철무릎작동장치는 약 0.5N/m에서 약 40N/m까지의 범위에 있는 동적 토크를 제공한다. 또 다른 실시예에서, 바람직한 실시예의 보철무릎작동장치는 약 1N/m에서 약 50N/m까지의 범위에 있는 동적 토크를 제공한다. 다른 바람직한 실시예에서, 보철무릎작동장치는 필요에 따라 혹은 원하는 데로 효과적으로 다른 동적 토크 범위를 제공할 수 있어, 여기서 가르치거나 제시된 바와 같이 하나 또는 그 이상의 이득과 장점을 달성하기 위한 목적을 고려한다.
또한, 이롭게 인접한 회전자(220)와 고정자(230) 사이의 MR액 이격공간의 최적의 가늚은 더 높은 최대 토크, 더 넓은 동적 토크 범위를 제공하며 에너지 소비의 경감, 바람직하게 약 10와트 혹은 그 이하을 요구한다. 이는 바람직한 실시예의 MR 동작 보철브레이크(210)의 효율성 및 실용성을 부가시키며 또한 더 낮은 와트량 및/또는 덜 복잡한 전력원이 사용되기 때문에 비용이 절감된다.
본 발명의 요소 및 기술이 어떤 독특한 관점에서 기술되었지만, 이 명세서의 의미 및 범위를 벗어나지 않고 여기서 상술한 특정 설계, 구조 및 방법론에서 많은 변화가 나타날 수 있다. 본 발명이 예시할 목적으로 여기서 설명한 실시예에 제한되지 않고 각각의 요소가 등가의 전체 범위를 포함하는 부가된 청구범위의 공정한 판단에 의해서만 정의된다는 것을 이해해야 한다.




Claims (31)

  1. 환자들에 의해 착용된 무릎 보철기의 스탠스 상태 제동을 적응성으로 제어하는 방법에 있어서,
    상기 무릎 보철기 내에 있으며, 내부에 다양한 신체 크기의 절단환자들에 대한 임상적 연구에서 입증된 감각 데이터와 스탠스 상태 제동 간의 상호관계들을 저장하는 메모리를 마련하는 단계;
    상기 환자가 서거나, 걷거나 또는 뛸 때 상기 무릎 보철기에 위치한 센서들을 사용하여 순간적인 감각정보를 측정하는 단계;
    상기 무릎 보철기 내에 미리 프로그램된 환자의 특정 정보를 요구하지 않고 상기 환자에게 적합한 스탠스 상태 제동을 자동적으로 조절하기 위해 상기 상호관계들과 관련하여 상기 순간적인 감각정보를 사용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 상호관계들은 스탠스 상태 동안의 무릎 행동을 특징화하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 메모리는 내부에 신체역학적 정보를 더 저장하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 순간적인 감각정보를 측정하는 단계는 축방향 힘을 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 순간적인 감각정보를 측정하는 단계는 모멘트를 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 순간적인 감각정보를 측정하는 단계는 무릎각을 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  7. 환자가 다양한 보행속도를 나타내도록, 보철 다리에 의해 상기 무릎 보철기에 연결된 보철 발의 지면 접촉 시간으로 이동할 때 상기 환자에 의해 착용된 무릎 보철기의 스윙 상태 제동 토크를 적응성으로 제어하는 방법에 있어서,
    상기 환자가 다양한 보행 속도로 걸어다닐 때 단일 걸음 사이클의 주기에 대한 상기 접촉 시간을 연속적으로 측정하는 단계;
    상기 환자의 보행 속도에 대응하는 타임 슬롯들 내에 상기 무릎 보철기의 메모리 내에 상기 접촉 시간을 저장하는 단계;
    무릎 굴곡이 목표 극대 굴곡각 범위에 도달하도록 상기 제동이 개개 타임 슬롯 내에 수렴할 때까지 상기 스윙 상태 제동을 반복적으로 조절하는 단계;
    상기 신장 제동이 개개의 타임 슬롯 내에 수렴할 때까지 상기 무릎 신장이 상기 무릎 보철기의 인공 무릎 캡에 대한 상기 신장 보철 다리의 충격력을 제어하도록 상기 스윙 상태 제동을 반복적으로 조절하는 단계; 및
    모든 보행 속도에서 상기 스윙 상태 제동을 자동적으로 제어하기 위해 상기 수렴된 제동치를 사용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 무릎각을 측정하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 제어 방법.
  9. 제7항에 있어서,
    센서들을 사용하여 상기 충격력을 측정하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  10. 제7항에 있어서,
    상기 메모리는 최상의 신장 제동에 대한 상기 충격력과 관련된 임상적으로 결정된 관계를 내부에 저장하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  11. 제7항에 있어서,
    예정된 무릎각 범위 내의 무릎 신장 제동을 조절하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  12. 제7항에 있어서,
    무릎 신장 제동이 작용되는 상기 무릎각 범위를 조절하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 제어방법.
  13. 절단환자의 스탠스 상태 동안 무릎 제동 토크를 제어하기 위한 적응성 무릎 보철기에 있어서,
    명령 신호에 응답하여 다양한 제동 토크를 제공하기 위한 제어가능한 무릎 작동장치;
    상기 절단환자가 지지 표면 위를 움직일 때 상기 무릎 보철기에 작용되는 상기 힘과 모멘트를 측정하는 센서들;
    다양한 신체 크기의 환자들의 사전 임상 연구에서 입증되는 감각 데이터와 스탠스 상태 제동 사이의 관계를 내부에 저장하는 메모리를 포함하고, 상기 무릎 작동장치에 대한 명령 신호를 전달하고 상기 센서들로부터의 입력 신호들을 수신하도록 적응되는 제어장치를 포함하고;
    상기 제어장치는 상기 절단환자의 크기에 관한 사전 지식과 관계없는 스탠스 상태 동안 상기 무릎 작동장치에 의해 제공되는 상기 제동 토크를 적응적 및 자동적으로 제어하기 위하여 상기 관계와 연계된 상기 센서들로부터의 감각정보를 이용하는 것을 특징으로 하는 적응성 무릎 보철기.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 무릎 작동장치는 자력유동학식 브레이크를 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  15. 제13항에 있어서,
    상기 무릎작동장치는 비스코스 토크 브레이크를 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  16. 제13항에 있어서,
    상기 무릎작동장치는 공기 브레이크를 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  17. 제13항에 있어서,
    상기 무릎작동장치는 건조 마찰 브레이크를 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  18. 제13항에 있어서,
    상기 센서들응 복수의 스트레인 게이지를 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  19. 제13항에 있어서,
    상기 무릎 각을 측정하는 각도 감지 분압계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  20. 제13항에 있어서,
    상기 메모리는 상기 제동의 조절을 안내하는 신체역학적 정보를 내부에 더 저장하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  21. 제13항에 있어서,
    시스템 오차가 상기 제어장치에 의해 감지되었을 때 상기 무릎 보철기를 디폴트 안전 모드에 두는 안전 시스템을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  22. 제21항에 있어서,
    상기 디폴트 안전 모드의 작동에 사전하여 상기 절단환자들에게 경고하는 가청 경고 변환기를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  23. 제21항에 있어서,
    상기 디폴트 안전 모드의 작동에 사전하여 상기 절단환자들에게 경고하는 진동 변환기를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  24. 제13항에 있어서,
    상기 무릎 작동장치 및 상기 제어장치를 수용하는 프레임을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  25. 보철 조립 부품에 있어서,
    제24항에서 인용된 무릎 보철기;
    상기 무릎 보철기와 기계적으로 연결되고 절단환자의 잔여 다리를 수용하도록 적응되는 의족 소켓;
    상기 무릎 보철기와 기계적으로 연결되는 보철 정강이부; 및
    상기 보철 정강이부와 기계적으로 연결된 보철 발을 포함하는 것을 특징으로 하는 조립 부품.
  26. 제 13항에 있어서,
    상기 메모리는 내부에 미리 프로그램된 절단환자의 특정 정보 없이 다양한 보행속도로 자동적으로 스윙 상태 제동 토크를 제어하기 위해 수렴되는 스윙 상태 제동치들을 더 저장하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  27. 제26항에 있어서,
    상기 센서들은 상기 보행 속도를 측정하기 위해 상기 무릎 보철기에 연결된 보철 발의 지면 접촉 시간을 결정하기 위한 힘 센서들을 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  28. 제 13항에 있어서,
    상기 메모리는 미리 프로그램된 절단환자의 특정 정보 없이 다양한 보행속도로 스윙상태 굴곡 제동토크를 자동적으로 제어하기 위해 목표 극대 굴곡 각 범위에 도달하는 수렴되는 스윙 상태 굴곡 제동치들을 내부에 더 저장하고, 상기 센서들은 상기 보행 속도를 측정하기 위해 상기 무릎 보철기에 연결된 보철 발의 지면 접촉 시간을 결정하기 위한 수단을 포함하며, 상기 지면 접촉시간은 상기 메모리 내에서, 상기 절단환자의 상기 보행 속도에 대응하는 타임 슬롯들 내에 저장되는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  29. 제13항에 있어서,
    상기 무릎 보철기는 신장 정지부를 제공하기 위한 무릎 캡을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  30. 제29항에 있어서,
    상기 메모리는 미리 프로그램된 절단환자의 특정 정보 없이 완전한 스윙 상태 신장에서 다양한 보행 속도로 스윙 상태신장 제동 토크를 자동적으로 제어하기 위해 상기 무릎 캡에 대한 충격력을 제어하는 수렴된 스윙 상태 신장 제동치를 더 저장하고, 상기 센서들은 상기 보행 속도들을 측정하기 위해, 상기 무릎 보철기에 연결된 보철 발의 지면 접촉 시간을 결정하기 위한 수단을 포함하며, 상기 지면 접촉시간은 상기 메모리 내에서, 상기 절단환자의 상기 보행 속도에 대응하는 타임 슬롯 내에 저장되는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
  31. 제30항에 있어서,
    상기 메모리는 임상적으로 결정된 상기 충격력과 최상의 스윙 상태 신장 제동 사이의 관계를 더 저장하는 것을 특징으로 하는 무릎 보철기.
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Families Citing this family (188)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2419317A1 (en) * 2000-08-14 2002-02-21 Neopraxis Pty Ltd An exercise apparatus for a person with muscular deficiency
WO2002013696A1 (en) * 2000-08-14 2002-02-21 Neopraxis Pty Ltd Muscle fatigue meter
AU2003251983A1 (en) * 2002-07-08 2004-01-23 Ossur Engineering, Inc. Socket liner incorporating sensors to monitor amputee progress
US20040064195A1 (en) * 2002-07-15 2004-04-01 Hugh Herr Variable-mechanical-impedance artificial legs
JP4808026B2 (ja) * 2002-08-22 2011-11-02 ヴィクソム ヒューマン バイオニクス インコーポレーテッド 膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足
US7736394B2 (en) 2002-08-22 2010-06-15 Victhom Human Bionics Inc. Actuated prosthesis for amputees
AU2003250679B2 (en) 2002-08-22 2006-04-27 Victhom Human Bionics Inc. Positioning of lower extremities artificial proprioceptors
US7101487B2 (en) * 2003-05-02 2006-09-05 Ossur Engineering, Inc. Magnetorheological fluid compositions and prosthetic knees utilizing same
US8075633B2 (en) 2003-09-25 2011-12-13 Massachusetts Institute Of Technology Active ankle foot orthosis
US20070068244A1 (en) * 2003-10-17 2007-03-29 M.B.T.L. Limited Measuring forces in athletics
US7815689B2 (en) 2003-11-18 2010-10-19 Victhom Human Bionics Inc. Instrumented prosthetic foot
US20050107889A1 (en) 2003-11-18 2005-05-19 Stephane Bedard Instrumented prosthetic foot
US7087090B2 (en) 2003-11-19 2006-08-08 Bloorview Macmillan Centre Artificial knee joint
DE102004004678B4 (de) * 2004-01-29 2005-12-29 Otto Bock Healthcare Gmbh Drehmomentsensor
CN1929797B (zh) * 2004-02-12 2010-05-26 奥瑟Hf公司 用于运动受控制的足单元的系统和方法
US20060184280A1 (en) 2005-02-16 2006-08-17 Magnus Oddsson System and method of synchronizing mechatronic devices
US8057550B2 (en) * 2004-02-12 2011-11-15 össur hf. Transfemoral prosthetic systems and methods for operating the same
US7637959B2 (en) 2004-02-12 2009-12-29 össur hf Systems and methods for adjusting the angle of a prosthetic ankle based on a measured surface angle
JP4503311B2 (ja) * 2004-02-25 2010-07-14 本田技研工業株式会社 脚体運動補助装具の発生トルク制御方法
US20070100457A1 (en) * 2004-03-04 2007-05-03 Hyde Edward R Jr Paramagnetic liquid interface
US20050283257A1 (en) * 2004-03-10 2005-12-22 Bisbee Charles R Iii Control system and method for a prosthetic knee
CA2559890C (en) 2004-03-10 2014-01-07 Ossur Hf Control system and method for a prosthetic knee
US20060136072A1 (en) * 2004-05-07 2006-06-22 Bisbee Charles R Iii Magnetorheologically actuated prosthetic knee
WO2006014533A2 (en) * 2004-07-07 2006-02-09 Home Guardian Llc Instrumented mobility assistance device
GB0419480D0 (en) 2004-09-02 2004-10-06 Univ Surrey Movement description and analysis
US8142370B2 (en) * 2004-11-09 2012-03-27 Northeastern University Electro-rheological fluid brake and actuator devices and orthotic devices using the same
EP1848380B1 (en) 2004-12-22 2015-04-15 Össur hf Systems and methods for processing limb motion
JP4178187B2 (ja) 2005-01-26 2008-11-12 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置及び制御用プログラム
CA2595895C (en) 2005-02-02 2016-06-14 Ossur Hf Sensing systems and methods for monitoring gait dynamics
WO2006084219A2 (en) * 2005-02-02 2006-08-10 össur hf Prosthetic and orthotic systems usable for rehabilitation
US8801802B2 (en) * 2005-02-16 2014-08-12 össur hf System and method for data communication with a mechatronic device
JP2008529736A (ja) * 2005-02-18 2008-08-07 レイ シー ワシルースキー スマート関節インプラントセンサ
US20070162152A1 (en) 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators
US10080672B2 (en) 2005-03-31 2018-09-25 Bionx Medical Technologies, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US10307272B2 (en) 2005-03-31 2019-06-04 Massachusetts Institute Of Technology Method for using a model-based controller for a robotic leg
US20060249315A1 (en) 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US11278433B2 (en) 2005-03-31 2022-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prosthesis
US8512415B2 (en) 2005-03-31 2013-08-20 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prothesis
US20070043449A1 (en) 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
US8864846B2 (en) 2005-03-31 2014-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Model-based neuromechanical controller for a robotic leg
US8500823B2 (en) 2005-03-31 2013-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation
US20070123997A1 (en) 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
SE528516C2 (sv) 2005-04-19 2006-12-05 Lisa Gramnaes Kombinerat aktivt och passivt benprotessystem samt en metod för att utföra en rörelsecykel med ett sådant system
US8016892B2 (en) * 2005-06-10 2011-09-13 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic device utilizing electric vacuum pump
EP2762108B1 (en) * 2005-07-29 2018-08-22 Freedom Innovations, LLC Computer controlled prosthetic knee device
AU2006279208C1 (en) * 2005-08-10 2011-10-20 Bionic Power Inc. Methods and apparatus for harvesting biomechanical energy
US7485152B2 (en) * 2005-08-26 2009-02-03 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic leg having electronically controlled prosthetic knee with regenerative braking feature
WO2007027808A2 (en) 2005-09-01 2007-03-08 össur hf System and method for determining terrain transitions
US8048172B2 (en) * 2005-09-01 2011-11-01 össur hf Actuator assembly for prosthetic or orthotic joint
DE102005051646A1 (de) * 2005-10-26 2007-05-10 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Verfahren zur Überprüfung der Einstellung eines Prothesenkniegelenks
JP4975755B2 (ja) 2005-11-14 2012-07-11 チャス．エー．ブラッチフォード アンド サンズ リミテッド 下肢人工装具用調整装置
US7328131B2 (en) * 2006-02-01 2008-02-05 Medtronic, Inc. Implantable pedometer
US7993269B2 (en) * 2006-02-17 2011-08-09 Medtronic, Inc. Sensor and method for spinal monitoring
US8016859B2 (en) 2006-02-17 2011-09-13 Medtronic, Inc. Dynamic treatment system and method of use
US20070208427A1 (en) * 2006-03-06 2007-09-06 Davidson Marc G Prosthesis for joint replacement
US8403997B2 (en) 2006-03-24 2013-03-26 Blatchford Products Limited Lower limb prosthesis and control unit
DE102006021802A1 (de) 2006-05-09 2007-11-15 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Kg Steuerung eines passiven Prothesenkniegelenkes mit verstellbarer Dämpfung
US7597017B2 (en) * 2006-07-21 2009-10-06 Victhom Human Bionics, Inc. Human locomotion simulator
US7886618B2 (en) 2006-09-11 2011-02-15 Orthocare Innovations Llc Lower-limb prosthesis force and moment transducer
US7610813B2 (en) * 2006-09-29 2009-11-03 Intel Corporation Method and apparatus for a self-powered RFID-readable pedometer
US20080097606A1 (en) * 2006-10-19 2008-04-24 Cragg Andrew H Knee joint prosthesis and hyaluronate compositions for treatment of osteoarthritis
US7552021B2 (en) * 2006-12-07 2009-06-23 Step Of Mind Ltd. Device and method for improving human motor function
GB0701662D0 (en) 2006-12-14 2007-03-07 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
US7985265B2 (en) 2006-12-14 2011-07-26 Chas. A. Blatchford & Sons Limited Prosthetic ankle and foot combination
WO2008080232A1 (en) * 2007-01-05 2008-07-10 Victhom Human Bionics Inc. High torque active mechanism for orthotic and/or prosthetic devices
US8435309B2 (en) * 2007-01-05 2013-05-07 Victhom Human Bionics Joint actuation mechanism for a prosthetic and/or orthotic device having a compliant transmission
WO2008086629A1 (en) * 2007-01-19 2008-07-24 Victhom Human Bionics Inc. Reactive layer control system for prosthetic and orthotic devices
DE102007014751A1 (de) * 2007-01-24 2008-08-07 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Potentiometer
US7717826B2 (en) * 2007-03-21 2010-05-18 Ut-Battelle, Llc Electrical signature analysis to quantify human and animal performance on fitness and therapy equipment such as a treadmill
KR101393290B1 (ko) * 2007-09-27 2014-05-09 고쿠리쯔 다이가쿠 호징 츠쿠바 다이가쿠 회동 조정 장치 및 회동 장치의 제어 방법
DE102007053389A1 (de) 2007-11-07 2009-05-20 Otto Bock Healthcare Ip Gmbh & Co. Verfahren zur Steuerung eines orthopädischen Gelenkes
WO2009062198A2 (en) 2007-11-08 2009-05-14 Advensys, Llc Neuromorphic controlled powered orthotic and prosthetic system
US8628585B2 (en) 2007-12-14 2014-01-14 Blatchford Products Limited Lower limb prosthesis
US20090234456A1 (en) * 2008-03-14 2009-09-17 Warsaw Orthopedic, Inc. Intervertebral Implant and Methods of Implantation and Treatment
US9180025B2 (en) 2008-04-21 2015-11-10 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
US8652218B2 (en) 2008-04-21 2014-02-18 Vanderbilt University Powered leg prosthesis and control methodologies for obtaining near normal gait
WO2010005473A1 (en) * 2008-06-16 2010-01-14 Berkeley Bionics Semi-actuated transfemoral prosthetic knee
US9351855B2 (en) 2008-06-16 2016-05-31 Ekso Bionics, Inc. Powered lower extremity orthotic and method of operation
WO2010006340A1 (en) 2008-07-11 2010-01-14 Orthocare Innovations Llc Robotic prosthesis alignment device and alignment surrogate device
US9345592B2 (en) 2008-09-04 2016-05-24 Bionx Medical Technologies, Inc. Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
US20110082566A1 (en) 2008-09-04 2011-04-07 Herr Hugh M Implementing a stand-up sequence using a lower-extremity prosthesis or orthosis
WO2010053086A1 (ja) * 2008-11-06 2010-05-14 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
US8685093B2 (en) 2009-01-23 2014-04-01 Warsaw Orthopedic, Inc. Methods and systems for diagnosing, treating, or tracking spinal disorders
US8126736B2 (en) 2009-01-23 2012-02-28 Warsaw Orthopedic, Inc. Methods and systems for diagnosing, treating, or tracking spinal disorders
US9072463B2 (en) 2009-01-27 2015-07-07 University Of Washington Prosthetic limb monitoring system
US8128699B2 (en) * 2009-03-13 2012-03-06 Warsaw Orthopedic, Inc. Spinal implant and methods of implantation and treatment
US9549827B2 (en) 2009-04-13 2017-01-24 U.S. Department Of Veterans Affairs Ankle-foot prosthesis for automatic adaptation to sloped walking surfaces
US9017418B2 (en) * 2009-05-05 2015-04-28 össur hf Control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
US9387096B2 (en) * 2009-06-17 2016-07-12 Ossur Hf Feedback control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
DE102009034708A1 (de) * 2009-07-24 2011-01-27 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Vorrichtung und ein Verfahren zur Erzeugung eines Vibrationsmusters
EP2467101B1 (en) * 2009-08-20 2016-04-06 Vanderbilt University Control system for jointed mechanical devices
WO2011022569A1 (en) 2009-08-20 2011-02-24 Vanderbilt University Jointed mechanical devices
DE102009052894A1 (de) 2009-11-13 2011-06-01 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Gelenkes
DE102009052887B4 (de) * 2009-11-13 2016-09-15 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines orthetischen oder prothetischen Gelenkes einer unteren Extremität
DE102009052895A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Kniegelenkes
DE102009052893A1 (de) * 2009-11-13 2011-05-19 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung eines künstlichen orthetischen oder prothetischen Gelenkes
US8911505B2 (en) * 2009-11-19 2014-12-16 Articulate Labs, Inc. Prosthetic socket stabilization apparatus and technique
TWI499405B (zh) * 2009-12-04 2015-09-11 Univ Nat Yang Ming 下肢站立時動態平衡能力訓練與評估系統
EP2534450B1 (en) * 2010-02-12 2016-04-27 Freedom Innovations, LLC Angle measurement device and method
US20110295384A1 (en) 2010-04-05 2011-12-01 Herr Hugh M Controlling power in a prosthesis or orthosis based on predicted walking speed or surrogate for same
US9532732B2 (en) * 2010-05-03 2017-01-03 Emovi Inc. Method and system for knee joint evaluation and diagnostic aid in normal and pathologic state
US8555715B2 (en) 2010-07-07 2013-10-15 össur hf. Ground contact sensing systems and methods for lower-limb orthotic and prosthetic devices
EP2621414B1 (en) 2010-09-29 2019-03-13 Össur HF Prosthetic and orthotic devices and methods and systems for controlling the same
EP3549558B1 (en) 2011-01-10 2022-03-02 Otto Bock HealthCare LP Powered joint orthosis
US20120259430A1 (en) 2011-01-12 2012-10-11 Zhixiu Han Controlling powered human augmentation devices
US9687377B2 (en) 2011-01-21 2017-06-27 Bionx Medical Technologies, Inc. Terrain adaptive powered joint orthosis
WO2012125562A1 (en) 2011-03-11 2012-09-20 Iwalk, Inc. Biomimetic joint actuators
US9060884B2 (en) 2011-05-03 2015-06-23 Victhom Human Bionics Inc. Impedance simulating motion controller for orthotic and prosthetic applications
US8920517B2 (en) 2011-05-04 2014-12-30 The Cleveland Clinic Foundation Modeling and desired control of an energy-storing prosthetic knee
US8736087B2 (en) 2011-09-01 2014-05-27 Bionic Power Inc. Methods and apparatus for control of biomechanical energy harvesting
US9078734B2 (en) 2011-09-06 2015-07-14 össur hf Prosthetic and orthotic devices having magnetorheological elastomer spring with controllable stiffness
CA2852695C (en) 2011-10-31 2019-10-01 Ossur Hf Orthopedic device for dynamically treating the knee
US9737419B2 (en) 2011-11-02 2017-08-22 Bionx Medical Technologies, Inc. Biomimetic transfemoral prosthesis
US10543109B2 (en) 2011-11-11 2020-01-28 Össur Iceland Ehf Prosthetic device and method with compliant linking member and actuating linking member
US9532877B2 (en) 2011-11-11 2017-01-03 Springactive, Inc. Robotic device and method of using a parallel mechanism
US9032635B2 (en) 2011-12-15 2015-05-19 Massachusetts Institute Of Technology Physiological measurement device or wearable device interface simulator and method of use
US9198780B2 (en) 2012-02-14 2015-12-01 Ossur Hf Vacuum assisted suspension system
US9017419B1 (en) 2012-03-09 2015-04-28 össur hf Linear actuator
WO2013138579A1 (en) * 2012-03-14 2013-09-19 Vanderbilt University System and method for providing biomechanically suitable running gait in powered lower limb devices
US9044346B2 (en) 2012-03-29 2015-06-02 össur hf Powered prosthetic hip joint
US9221177B2 (en) 2012-04-18 2015-12-29 Massachusetts Institute Of Technology Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg
AU2013256565B2 (en) 2012-04-30 2015-12-03 Ossur Hf Prosthetic device, system and method for increasing vacuum attachment
CN102670342B (zh) * 2012-05-07 2013-12-04 北京航空航天大学 一种轴对称电流变液阻尼膝关节矫形器
DE102012009507A1 (de) * 2012-05-14 2013-11-14 Otto Bock Healthcare Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung von Fehlstellungen im Aufbau von Prothesen
US8928161B2 (en) 2012-05-25 2015-01-06 Kcf Technologies, Inc. Apparatuses and methods for harvesting energy from prosthetic limbs
WO2013188510A2 (en) * 2012-06-12 2013-12-19 Iwalk, Inc. Prosthetic, orthotic or exoskeleton device
DE102012107117A1 (de) 2012-08-02 2014-02-06 Georg-August-Universität Göttingen Stiftung Öffentlichen Rechts Orthesensteuerung
WO2014033877A1 (ja) 2012-08-30 2014-03-06 ナブテスコ株式会社 荷重およびモーメントの検知装置、ならびにその検知装置を含む義肢
WO2014043681A2 (en) 2012-09-17 2014-03-20 Vanderbilt University Walking controller for powered ankle prostheses
WO2014089331A1 (en) 2012-12-06 2014-06-12 Ossur Hf Electrical stimulation for orthopedic devices
US10413437B2 (en) 2013-01-25 2019-09-17 Ossur Iceland Ehf Orthopedic device having a dynamic control system and method for using the same
WO2014133975A1 (en) 2013-02-26 2014-09-04 össur hf Prosthetic foot with enhanced stability and elastic energy return
WO2014159114A1 (en) 2013-03-14 2014-10-02 össur hf Prosthetic ankle: a method of controlling based on adaptation to speed
US9028557B2 (en) 2013-03-14 2015-05-12 Freedom Innovations, Llc Prosthetic with voice coil valve
PT2967879T (pt) 2013-03-15 2022-04-06 Canary Medical Inc Dispositivos, sistemas e métodos para monitoramento de substituições de quadril
EP3311781A1 (en) 2013-03-20 2018-04-25 MiRus LLC Systems for measuring performance parameters related to orthopedic arthroplasty
WO2014205103A1 (en) 2013-06-21 2014-12-24 Ossur Hf Dynamic tension system for orthopedic device
CN113208784A (zh) 2013-06-23 2021-08-06 卡纳里医疗公司 用于监测膝部置换物的装置、系统及方法
US9649207B2 (en) 2013-07-12 2017-05-16 University Of Oregon Powered prosthetic devices using EMG-based locomotion state classifier
US9271858B2 (en) 2013-07-15 2016-03-01 SoftArmour LLC Variable modulus body brace and body brace system
TWI547274B (zh) 2013-08-10 2016-09-01 錩玄科技有限公司 便攜式人體支架系統
US9763809B2 (en) 2013-08-27 2017-09-19 Freedom Innovations, Llc Microprocessor controlled prosthetic ankle system for footwear and terrain adaptation
US10405999B2 (en) 2014-02-18 2019-09-10 Össur Iceland Ehf Prosthetic joint with cam locking mechanism
WO2015157723A1 (en) 2014-04-11 2015-10-15 össur hf Prosthetic foot with removable flexible members
US10531968B2 (en) 2014-05-23 2020-01-14 Joseph Coggins Prosthetic limb test apparatus and method
CA2992263A1 (en) 2014-06-25 2015-12-30 Canary Medical Inc. Devices, systems and methods for using and monitoring tubes in body passageways
CA2990816A1 (en) 2014-06-25 2015-12-30 William L. Hunter Devices, systems and methods for using and monitoring heart valves
EP3164100B1 (en) 2014-07-01 2018-04-18 Ossur Iceland EHF Pump mechanism for vacuum suspension system
US10543143B2 (en) * 2014-09-10 2020-01-28 Panasonic Corporation Gait data management system, gait data management method, walking assistance device and server
CA3161026A1 (en) 2014-09-17 2016-03-24 Canary Medical Inc. Devices, systems and methods for using and monitoring medical devices
EP3212134B1 (en) 2014-10-31 2020-05-13 Össur Iceland EHF Orthopedic device having a dynamic control system
CA2969884C (en) 2014-12-08 2023-03-28 Rehabilitation Institute Of Chicago Powered and passive assistive device and related methods
EP3242639B1 (en) 2015-01-08 2021-09-29 Ossur Iceland EHF Pump mechanism
EP3265035B1 (en) 2015-03-04 2023-09-13 Ottobock Prosthetics, LLC Lower limb prosthesis
US9883815B2 (en) 2015-04-20 2018-02-06 Össur Iceland Ehf Electromyography with prosthetic or orthotic devices
DE102015106389B4 (de) * 2015-04-24 2016-11-10 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung eines künstlichen Kniegelenkes
DE102015106392B4 (de) * 2015-04-24 2020-07-09 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung der Standphasendämpfung eines künstlichen Kniegelenks
DE102015106390B4 (de) 2015-04-24 2016-11-10 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Dämpfungsveränderung
EP3297582B1 (en) 2015-05-21 2019-04-17 Ossur Iceland EHF Pump system
CN104921851B (zh) * 2015-05-25 2016-09-07 河北工业大学 主动型膝上假肢膝关节的预测控制方法
EP3302371B1 (en) * 2015-05-29 2024-10-16 Ossur Iceland EHF Pump system for use with a prosthetic device
KR102529617B1 (ko) * 2015-07-23 2023-05-09 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 이를 수행하는 장치들
JP6712596B2 (ja) * 2015-07-29 2020-06-24 川村義肢株式会社 膝関節の制御方法および下肢装具
EP3340941B1 (en) 2015-08-27 2021-11-10 Ossur Iceland EHF Pump system
US9949850B2 (en) 2015-09-18 2018-04-24 Össur Iceland Ehf Magnetic locking mechanism for prosthetic or orthotic joints
US10898350B2 (en) * 2015-11-24 2021-01-26 University Of South Carolina Dynamic linear adjustable prosthetic
US10195099B2 (en) 2016-01-11 2019-02-05 Bionic Power Inc. Method and system for intermittently assisting body motion
US11191479B2 (en) 2016-03-23 2021-12-07 Canary Medical Inc. Implantable reporting processor for an alert implant
AU2017237099B2 (en) 2016-03-23 2022-05-26 Canary Medical Inc. Implantable reporting processor for an alert implant
WO2018039421A1 (en) 2016-08-26 2018-03-01 Ossur Iceland Ehf Pump system
US10696336B2 (en) * 2017-10-17 2020-06-30 GM Global Technology Operations LLC Actuation system having a magnetorheological damper
EP3716922B1 (en) 2017-11-27 2023-08-02 Össur Iceland EHF Orthopedic device having a suspension element
CN108904221B (zh) * 2018-07-23 2020-10-02 合肥工业大学 可变刚度弹性多功能驱动器及其运动控制方法
US20210022668A1 (en) * 2019-07-24 2021-01-28 Kessler Foundation Inc. Feedback systems and methods for gait training for pediatric subjects afflicted with gait disorders
KR102366227B1 (ko) * 2019-11-21 2022-02-21 한국산업기술대학교산학협력단 전동형 의족 및 전동형 의족의 충격 감지와 보행 지속여부를 판별하는 제어 방법
US12011374B2 (en) * 2019-12-24 2024-06-18 Otto Bock Healthcare Lp Four-bar linkage transmission and methods of making, using, and controlling the same
DE102020004338B4 (de) * 2020-07-20 2022-11-03 Otto Bock Healthcare Products Gmbh Verfahren zur Steuerung einer Prothese oder Orthese
JP2022039433A (ja) * 2020-08-28 2022-03-10 トヨタ自動車株式会社 歩行補助システム、歩行補助方法及び歩行補助プログラム
US11850171B2 (en) 2021-03-03 2023-12-26 Össur Iceland Ehf Waterproof prosthetic knee and removable covering therefor
US12011372B2 (en) 2021-03-03 2024-06-18 Össur Iceland Ehf Locking prosthetic knee and core components therefor
WO2023111920A1 (en) * 2021-12-16 2023-06-22 Össur Iceland Ehf Current controller for a magnetorheological actuator
US20230201010A1 (en) * 2021-12-28 2023-06-29 Össur Iceland Ehf Control system for prosthetic device using a magnetorheological actuator
CN114795604B (zh) * 2022-04-18 2024-06-18 合肥综合性国家科学中心人工智能研究院(安徽省人工智能实验室) 基于非零和博弈的下肢假肢协调控制方法及系统
CN114795605B (zh) * 2022-04-26 2024-07-23 吉林大学 一种磁流变式膝关节假肢及控制方法
CN115969590A (zh) * 2023-03-16 2023-04-18 深圳市心流科技有限公司 膝关节假肢及控制方法、系统、智能终端及存储介质
CN117204993B (zh) * 2023-11-09 2024-02-27 浙江强脑科技有限公司 智能假肢运动模式识别方法、装置、智能假肢及存储介质
CN117442398B (zh) * 2023-12-22 2024-04-09 浙江强脑科技有限公司 基于步态差异的智能假肢调整方法、装置、终端及介质
CN118512291A (zh) * 2024-07-23 2024-08-20 浙江强脑科技有限公司 假肢晃动控制方法、装置、智能假肢、终端及存储介质

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5571205A (en) 1991-12-05 1996-11-05 James; Kelvin B. System for controlling artificial knee joint action in an above knee prosthesis
GB2328160A (en) * 1997-08-15 1999-02-17 Blatchford & Sons Ltd Hydropneumatic Lower Limb Prosthesis

Family Cites Families (123)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2568051A (en) 1947-10-10 1951-09-18 John G Catranis Artificial leg
US3820168A (en) 1970-05-01 1974-06-28 Bock O Orthopaedische Ind Fa K System for operating a prosthetic limb
US4005496A (en) * 1974-06-28 1977-02-01 Hosmer/Dorrance Corporation Prosthetic knee joint
US3995324A (en) * 1975-09-12 1976-12-07 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Actuator device for artificial leg
US4030141A (en) 1976-02-09 1977-06-21 The United States Of America As Represented By The Veterans Administration Multi-function control system for an artificial upper-extremity prosthesis for above-elbow amputees
US4200003A (en) 1976-03-29 1980-04-29 Facet Enterprises, Inc. Magnetic viscous damper
US4064569A (en) * 1976-09-23 1977-12-27 Campbell Harry E Artificial polycentric knee joint
US4065815A (en) 1976-09-28 1978-01-03 Sen Jung Chen Hydraulically controlled artificial leg
US4209860A (en) 1978-02-13 1980-07-01 The United States of America as represented by the Administrator of Veterans' Affairs System and method for multifunctional control of upper limb prosthesis via EMg signal identification
DE2841999C2 (de) * 1978-09-27 1981-11-26 Otto Bock, Orthopädische Industrie KG, 3428 Duderstadt Künstliches Kniegelenk
US4212087A (en) 1978-11-16 1980-07-15 Mortensen Lavaugh L Prosthetic leg with a hydraulic control
US4387472A (en) 1980-10-02 1983-06-14 Medical Center Prosthetics, Inc. Torque absorber with biofeedback
CA1222782A (en) * 1982-06-01 1987-06-09 Jim Mcarthur Multi-mode exercising apparatus
US4569352A (en) 1983-05-13 1986-02-11 Wright State University Feedback control system for walking
JPS6081530A (ja) 1983-10-12 1985-05-09 Nec Corp 粘性ダンパ−
DE3519046A1 (de) * 1985-05-28 1986-12-04 Otto Bock Orthopädische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesellschaft, 3408 Duderstadt Brems-kniegelenk
DE3543291A1 (de) 1985-12-07 1987-06-11 Bosch Gmbh Robert Hydraulischer stossdaempfer
US4711242A (en) 1986-02-18 1987-12-08 Wright State University Control system for knee joint
US4760850A (en) 1986-05-15 1988-08-02 Wright State University Method for balancing assistance
GB2201260B (en) 1987-02-07 1991-02-13 Christopher Charles Box A method of control of a mechanised artificial leg
AT388658B (de) * 1987-09-22 1989-08-10 Bock Orthopaed Ind Doppelt wirkende hydraulische kolben-zylindereinheit
AT389393B (de) * 1987-10-02 1989-11-27 Bock Orthopaed Ind Regelventil
AT391801B (de) 1987-10-30 1990-12-10 Bock Orthopaed Ind Hydraulische steuerung
FR2623086B1 (fr) 1987-11-17 1994-03-18 Adcro Section Ceraval Genou prothetique commande par un microprocesseur
US4919418A (en) * 1988-01-27 1990-04-24 Miller Jan W Computerized drive mechanism for exercise, physical therapy and rehabilitation
US4790522A (en) * 1988-02-25 1988-12-13 Trw Inc. Electroviscous fluid control device
US4876944A (en) 1988-03-03 1989-10-31 Duke University Pneumatic limb control system
US5133774A (en) * 1988-03-25 1992-07-28 Kabushiki Kaisha Kobe Seiko Sho Teaching playback swing-phase-controlled above-knee prosthesis
US5062856A (en) 1988-03-25 1991-11-05 Kabushiki Kaisha Kobe Seiko Sho Teaching playback swing-phase-controlled above-knee prosthesis
US5133773A (en) 1988-03-25 1992-07-28 Kabushiki Kaisha Kobe Seiko Sho Teaching playback swing-phase-controlled above-knee prosthesis
US5252102A (en) 1989-01-24 1993-10-12 Electrobionics Corporation Electronic range of motion apparatus, for orthosis, prosthesis, and CPM machine
JP2516816B2 (ja) 1989-08-24 1996-07-24 ユニッタ株式会社 タイミングベルトの振動測定装置
JP2918258B2 (ja) 1989-12-12 1999-07-12 株式会社ユニシアジェックス 減衰力可変型緩衝器
NL9000195A (nl) * 1990-01-26 1991-08-16 Bock Orthopaed Ind Zwenkbare verbindingsinrichting voor prothese- of orthesedelen.
GB2244006B (en) 1990-05-04 1994-05-25 Blatchford & Sons Ltd An artificial limb
US5062857A (en) 1990-06-05 1991-11-05 Advanced Prosthestetics Development Corporation Myoelectrically controlled knee joint locking device
JPH0478337A (ja) 1990-07-17 1992-03-12 Kayaba Ind Co Ltd 油圧緩衝器
US5092902A (en) 1990-08-16 1992-03-03 Mauch Laboratories, Inc. Hydraulic control unit for prosthetic leg
US5265890A (en) 1990-12-03 1993-11-30 Peter J. Balsells Seal with spring energizer
US5201772A (en) 1991-01-31 1993-04-13 Maxwell Scott M System for resisting limb movement
US5397287A (en) * 1991-02-06 1995-03-14 Lindfors; Kai Muscle exercising device
US5230672A (en) * 1991-03-13 1993-07-27 Motivator, Inc. Computerized exercise, physical therapy, or rehabilitating apparatus with improved features
EP0503775A1 (en) 1991-03-14 1992-09-16 CHAS. A. BLATCHFORD & SONS LIMITED An artificial leg
GB9105464D0 (en) 1991-03-14 1991-05-01 Blatchford & Sons Ltd An artificial leg
US5197488A (en) 1991-04-05 1993-03-30 N. K. Biotechnical Engineering Co. Knee joint load measuring instrument and joint prosthesis
US5112296A (en) 1991-04-30 1992-05-12 The Board Of Supervisors Of Louisiana State University Biofeedback activated orthosis for foot-drop rehabilitation
JP3181633B2 (ja) 1991-08-30 2001-07-03 キヤノン株式会社 カラーファクシミリ装置及びその制御方法
JP2849882B2 (ja) 1992-02-24 1999-01-27 株式会社ナブコ 義足用シリンダ
DE9204448U1 (de) * 1992-04-01 1993-08-05 Otto Bock Orthopädische Industrie Besitz- und Verwaltungs-Kommanditgesellschaft, 37115 Duderstadt Verbindungsteil zwischen Beinprothesen-Komponenten
US5336269A (en) * 1992-06-09 1994-08-09 Liberty Mutual Insurance Co. Method and apparatus for switching degrees of freedom in a prosthetic limb
JPH05337146A (ja) 1992-06-09 1993-12-21 Hyogo Pref Gov Shakai Fukushi Jigyodan 遊脚相コントロール義足
US5277281A (en) * 1992-06-18 1994-01-11 Lord Corporation Magnetorheological fluid dampers
US5284330A (en) * 1992-06-18 1994-02-08 Lord Corporation Magnetorheological fluid devices
US5413611A (en) 1992-07-21 1995-05-09 Mcp Services, Inc. Computerized electronic prosthesis apparatus and method
DE4229330A1 (de) 1992-09-02 1994-03-10 Ludger Springob Wiederherstellung der Funktion eines gelähmten (sowie eines teilamputierten) Körpers mit Hilfe einer Eleetronik (Mikrochip)
US6500210B1 (en) 1992-09-08 2002-12-31 Seattle Systems, Inc. System and method for providing a sense of feel in a prosthetic or sensory impaired limb
EP0660691A1 (en) 1992-09-14 1995-07-05 CHAS A BLATCHFORD & SONS LIMITED Artificial leg
DE4233247A1 (de) 1992-10-02 1994-04-07 Biedermann Motech Gmbh Schwungphasensteuervorrichtung
CA2148000C (en) * 1992-10-30 2000-10-10 Keith D. Weiss Thixotropic magnetorheological materials
US5443521A (en) 1992-12-21 1995-08-22 Mauch Laboratories, Inc. Hydraulic control unit for prosthetic leg
US5405409A (en) * 1992-12-21 1995-04-11 Knoth; Donald E. Hydraulic control unit for prosthetic leg
GB9312131D0 (en) * 1993-06-11 1993-07-28 Blatchford & Sons Ltd Prosthesis control system
US5954621A (en) 1993-07-09 1999-09-21 Kinetecs, Inc. Exercise apparatus and technique
US5476441A (en) 1993-09-30 1995-12-19 Massachusetts Institute Of Technology Controlled-brake orthosis
NL9400269A (nl) * 1994-02-22 1995-10-02 P G Van De Veen Consultancy B Inrichting voor het onderling zwenkbaar verbinden van delen van een orthopedische inrichting.
DE9405545U1 (de) * 1994-03-31 1994-06-30 Biedermann Motech GmbH, 78054 Villingen-Schwenningen Schwungphasensteuerung für ein künstliches Kniegelenk
US5472412A (en) * 1994-04-05 1995-12-05 Mauch Laboratories, Inc. Limb brace with adjustable hydraulic resistance unit
US5586557A (en) 1994-05-31 1996-12-24 Bcam International, Inc. Functional ambulation performance scoring device
US5408873A (en) 1994-07-25 1995-04-25 Cleveland Medical Devices, Inc. Foot force sensor
GB2307415B (en) * 1994-09-09 1998-08-12 Univ Toledo Improved knee joint mechanism for knee disarticulation prosthesis
NL9401975A (nl) 1994-11-25 1996-07-01 P G Van De Veen Consultancy B Inrichting voor het onderling zwenkbaar verbinden van delen van een orthopedische inrichting.
SE511750C2 (sv) * 1995-02-21 1999-11-15 Gramtec Innovation Ab Ställbar protesled, såsom protesankel eller protesfot
DE19506426C1 (de) * 1995-02-24 1996-11-28 Bock Orthopaed Ind Bremskniegelenk
DE19511890C1 (de) * 1995-03-31 1996-11-07 Bock Orthopaed Ind Prothesenbremsgelenk
US5662693A (en) 1995-06-05 1997-09-02 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Air Force Mobility assist for the paralyzed, amputeed and spastic person
GB9511648D0 (en) 1995-06-08 1995-08-02 Coker Ian Apparatus for helping persons to walk
DE19521464C2 (de) 1995-06-13 1999-08-19 Leuven K U Res & Dev Verfahren zur Steuerung der Kniebremse eines Prothesen-Kniegelenkes sowie Oberschenkelprothese
GB2302949B (en) 1995-07-01 1999-04-14 Univ Salford A transducer
US5749533A (en) * 1995-08-03 1998-05-12 Daniels; John J. Fishing reel with electronically variable brake for preventing backlash
DE59508894D1 (de) * 1995-09-08 2001-01-11 Bock Orthopaed Ind Unterschenkelprothese
US6183425B1 (en) 1995-10-13 2001-02-06 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Method and apparatus for monitoring of daily activity in terms of ground reaction forces
US5670077A (en) * 1995-10-18 1997-09-23 Lord Corporation Aqueous magnetorheological materials
US5900184A (en) * 1995-10-18 1999-05-04 Lord Corporation Method and magnetorheological fluid formulations for increasing the output of a magnetorheological fluid device
US5711746A (en) * 1996-03-11 1998-01-27 Lord Corporation Portable controllable fluid rehabilitation devices
US5919149A (en) 1996-03-19 1999-07-06 Allum; John H. Method and apparatus for angular position and velocity based determination of body sway for the diagnosis and rehabilitation of balance and gait disorders
US5779735A (en) 1996-05-17 1998-07-14 Molino; Joseph L. Knee unit for above-knee prosthetic leg
US5906767A (en) * 1996-06-13 1999-05-25 Lord Corporation Magnetorheological fluid
US5683615A (en) * 1996-06-13 1997-11-04 Lord Corporation Magnetorheological fluid
US5888212A (en) 1997-06-26 1999-03-30 Mauch, Inc. Computer controlled hydraulic resistance device for a prosthesis and other apparatus
US6113642A (en) 1996-06-27 2000-09-05 Mauch, Inc. Computer controlled hydraulic resistance device for a prosthesis and other apparatus
US5842547A (en) * 1996-07-02 1998-12-01 Lord Corporation Controllable brake
US5878851A (en) 1996-07-02 1999-03-09 Lord Corporation Controllable vibration apparatus
CA2218242C (en) * 1996-10-11 2005-12-06 Kenneth R. Fyfe Motion analysis system
US6352144B1 (en) * 1996-11-21 2002-03-05 Advanced Fluid Systems Limited Flow-control valve and damper
US5947238A (en) * 1997-03-05 1999-09-07 Lord Corporation Passive magnetorheological fluid device with excursion dependent characteristic
US6095486A (en) * 1997-03-05 2000-08-01 Lord Corporation Two-way magnetorheological fluid valve assembly and devices utilizing same
US5823309A (en) * 1997-05-23 1998-10-20 General Motors Corporation Magnetorheological transmission clutch
US5888213A (en) 1997-06-06 1999-03-30 Motion Control, Inc. Method and apparatus for controlling an externally powered prosthesis
GB2367753B (en) 1997-08-15 2002-05-29 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
US6301964B1 (en) * 1997-10-14 2001-10-16 Dyhastream Innovations Inc. Motion analysis system
US5967273A (en) * 1997-10-17 1999-10-19 Eaton Corporation Magneto-rheological fluid coupling
DE19754690A1 (de) 1997-12-10 1999-07-01 Biedermann Motech Gmbh Beinprothese mit einem künstlichen Kniegelenk mit einer Regeleinrichtung
US5948021A (en) * 1998-02-24 1999-09-07 Hosmer-Dorrance Corporation Hydraulic cylinders for limb gait control
GB9804611D0 (en) 1998-03-04 1998-04-29 Blatchford & Sons Ltd Lower limb prosthesis and control unit
DE19810385C2 (de) * 1998-03-11 2000-06-21 Bock Orthopaed Ind Prothesenbremsgelenk
US5960918A (en) * 1998-03-27 1999-10-05 Behr America, Inc. Viscous clutch assembly
GB2338653A (en) 1998-06-26 1999-12-29 Blatchford & Sons Ltd A lower limb prosthesis
DE19859931A1 (de) * 1998-12-24 2000-07-06 Biedermann Motech Gmbh Beinprothese mit einem künstlichen Kniegelenk und Verfahren zur Steuerung einer Beinprothese
US6117177A (en) * 1999-03-12 2000-09-12 Teh Lin Prosthetic & Orthopaedic Inc. Artificial knee joint having a swing phase control member
US6168634B1 (en) * 1999-03-25 2001-01-02 Geoffrey W. Schmitz Hydraulically energized magnetorheological replicant muscle tissue and a system and a method for using and controlling same
US6195921B1 (en) 1999-09-28 2001-03-06 Vinncente Hoa Gia Truong Virtual intelligence shoe with a podiatric analysis system
DE10000781A1 (de) * 2000-01-11 2001-11-29 Biedermann Motech Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Fernwartung einer elektronisch ansteuerbaren Prothese
ES2247057T3 (es) 2000-01-20 2006-03-01 Massachusetts Institute Of Technology Protesis de rodilla controlada electronicamente.
EP1125825A3 (en) 2000-02-18 2002-04-24 Delphi Technologies, Inc. Variable road feedback device for steer-by-wire systems
US6430843B1 (en) 2000-04-18 2002-08-13 Nike, Inc. Dynamically-controlled cushioning system for an article of footwear
AU2001271778A1 (en) 2000-06-30 2002-01-14 Roland J. Christensen Prosthetic foot
JP2002191654A (ja) 2000-12-22 2002-07-09 Tama Tlo Kk 歩行補助装具
US6443993B1 (en) * 2001-03-23 2002-09-03 Wayne Koniuk Self-adjusting prosthetic ankle apparatus
DE10214357A1 (de) * 2002-03-28 2003-10-16 Bock Healthcare Gmbh Prothesen-Kniegelenk mit einem hydraulischen Dämpfungszylinder
US7198071B2 (en) 2003-05-02 2007-04-03 Össur Engineering, Inc. Systems and methods of loading fluid in a prosthetic knee
US7101487B2 (en) * 2003-05-02 2006-09-05 Ossur Engineering, Inc. Magnetorheological fluid compositions and prosthetic knees utilizing same
US20050283257A1 (en) 2004-03-10 2005-12-22 Bisbee Charles R Iii Control system and method for a prosthetic knee
US20060136072A1 (en) 2004-05-07 2006-06-22 Bisbee Charles R Iii Magnetorheologically actuated prosthetic knee

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5571205A (en) 1991-12-05 1996-11-05 James; Kelvin B. System for controlling artificial knee joint action in an above knee prosthesis
GB2328160A (en) * 1997-08-15 1999-02-17 Blatchford & Sons Ltd Hydropneumatic Lower Limb Prosthesis

Also Published As

Publication number Publication date
KR20020091171A (ko) 2002-12-05
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