TWI519292B - 用於控制下肢的矯正體式或修復體式關節的方法 - Google Patents

Description

用於控制下肢的矯正體式或修復體式關節的方法

本發明關於一種用於控制人工矯正體式(orthetisch,英：orsthetic)或修復體式(義肢式)(prothetisch,英：prosthetic)的關節的方法，特別是控制一下肢(untere Extremitt,英：lower extremity)者，它具有一阻力裝置，至少有一動作器(Aktuator,英：actuator)與該阻力裝置相配合，利用該動作器可將彎曲阻力及/或伸直阻力依感測器資料而定作改變，其中在使用此關節時，經由感測器提供狀態資訊。

矯正體(Orthese,英：orsthesis)或修復體(義肢)(Prothese,英：prosthesis)用的人工關節(特別是膝關節)有一個上接頭部和一個下接頭部，該二接頭部利用一關節裝置互相連接。在一種膝關節的情形，在上接頭部上設有容納部以容納一大腿殘肢(Oberschenkelstumpf,英：thigh stump)或一大腿軌條(Oberschenkelschiene,英：thigh rail)，而在下接頭部上設有一小腿幹軸或小腿軌條。在最簡單的情形中，上接頭部與下接頭部利用一單軸關節互相連接成可樞轉的方式。這種設置只有在少數例外情形才足夠確保所要的結果，例如在使用一矯正體時的支持作用，或當使用在一義肢(修復體)中時有自然的步態(Gangbild)。

為了在一步伐的不同階段時或在其他目的(Verrichtung)的場合時的不同需求儘量自然地配合或支援，故設有阻力裝置，它們提供一股撓曲阻力或伸展(伸直)阻力。利用該撓曲阻力可決定該下接頭部可以多輕地相對於該上接頭部沿撓曲方向樞轉。因此在膝關節的場合，利用撓曲阻力可決定：當施一股力量時，小腿幹軸或小腿軌條多輕地相對於大腿幹軸或大腿軌條向後擺動。此伸直阻力將小腿幹軸或小腿軌條的向前運動剎止。且還形成一伸直止擋部。

在先前技術例如在德專利DE 10 2008 008 284 A1發表了一種整形技術(orthopdietechnisch,英：orthopedic technical)膝關節，它具有一個上部分及一個以可樞轉方式設在上部分上的下部分，有數個感測器(例如：一彎曲角度感測器、一加速度感測器、一斜度感測器、及/或一力量感測器)與該下部分配合。「伸直止擋部」依感測器資料而定而求出。

德專利DE 10 2006 021 802 A1提到一種被動式義膝關節的控制手段，其沿撓曲方向的緩衝作用(Dmpfung,英：damping)可調整，以配合一個義肢脚的連接元件。這種配合作用係配合上樓梯(Treppaufgehen)的動作，其中將義足之無力矩的上升動作(Anheben)檢出，且在上升階段的撓曲緩衝作用降低到一位準以下(此位準適合在平面步行)。此撓曲緩衝作用可依膝角度的變化而定及依作用到小腿的軸向力量而定而提高。

本發明的目的在提供一種控制一人工膝關節的方法，藉此可使撓曲阻力及伸直阻力依情況而定作配合。依本發明，這種目的係利用具有申請專利範圍第1項的特點的方法達成。本發明的其他有利設計及進一步特點見於申請專利範圍附屬項。

本發明係一種用於控制下肢的矯正體式或修復體式的關節的方法，利用一阻力裝置控制，至少有一動作器與該阻力裝置配合，利用該動作器將彎曲阻力及/或伸直阻力依感測器資料而定作改變，其中在使用該關節時利用感測器提供狀態資訊，其中：該感測器資料用至少一檢出裝置檢出，該檢出裝置用於至少求出：──二個力矩，或──一個力矩和一個力量，或──二個力矩和一個力量，或──二個力量和一個力矩，且至少二個上述之所求出的值的感測器資料利用一種數學運算互相連結且因此計算一個輔助變數，此輔助變數作為控制彎曲阻力及/或伸直阻力的根據。這些感測器(舉例而言，它們可設計成膝力矩感測器、或踝力矩感測器、或軸向負荷感測器)提供基本資料，由這些基本資料利用一數學運算(例如加、減、乘、除)計算一輔助變數。此輔助變數表現力足夠用快速方式而不需高的計算成本就可提供一特性值(Kenngrβe)，利用它可計算實際要調整的阻力當作目標值，並可將動作器對應地控制，以達到所要的阻力。在此，所設之輔助變數為切向力矩、切向力量、力量或距離(它們係作用在矯正體或修復體之不能直接利用感測器探及的位置)。雖然該感測器只求出直接作用的力量或力矩，但可藉計算此輔助變數而求出一個值以判斷阻力的調整(這些阻力不須直接檢出)。這點使得在判斷「在何時，將何種阻力在運動的何種狀態或在關節或條復體的何種位置作調整」方面的可能性擴大，基本上可同時測定數個輔助變數並用於作控制。

舉例而言，這些感測器可設在小腿幹軸上或小腿軌條上或在關節的區域中。此輔助變數可為一虛擬(virtuell)的感測器的形態的一物理量。由於它還可由力矩、力量及人工關節的幾何度量計算，故可將一力量、或力量距一參考點或一參考高度的距離，或在一參考高度的一切向力矩或一切向力量求出當作輔助變數。也可將一力量向量距一參考高度的一軸的距離、或在一參考高度的切向力矩、或一切向力量求出當作輔助變數。因此，舉例而言，可用以下方式將地面作用力的向量求出：將一力矩除以該軸向力量。為此，舉例而言，該至少一用於檢出力矩的裝置(例如一力矩感測器)將一膝力矩檢出，因此可求出地面作用力的力量向量(例如在膝高度)的距離，亦即膝關節軸的高度，將此力量向量當作輔助變數，也可測定距一縱軸的距離，例如測定距一縱軸上的一參考點的距離。其中該縱軸將該用於檢出力矩的裝置連接。如此，舉例而言，可利用一力量向量距離膝關節的下接頭部(即小腿部)的縱軸的距離。將力量向量在一參考位置距一關節接頭部的一軸的距離藉著將至少一個用於檢出二個力矩和一力量的裝置的資料作連結而求出，當作補助變數。

基本上也可使用其他參考值，其方法係將該用於檢出力矩的裝置在參考高度上，或者藉著將二個力矩(它們不位在參考高度)作權重(加權)式(gewichtet,英：weighted)加法將一參考高度的力矩計算。可將一切向力矩或一切向力量利用在一參考高度的元件求出當作輔助變數。此輔助變數(它用該虛擬感測器，亦即利用數個感測器值作數學連結求出)在一計算單元(例如在一微處理機)中計算。

特別是可求出以下的值當作輔助變數以控制一人工膝關節：亦即：地面作用力距膝關節軸的距離、或地面作用力繞膝關節的力矩、或在足高度的地面作用力的距離、或在足高度(特別是在地板高度)該地面作用力繞小腿軸產生的力矩。

計算該輔助變數的另一可能方式係為：藉著將至少一個用於檢出二個力矩和一個力量的檢出裝置的資料連結以求出該力量向量在一參考位置距一關節接頭部的一軸的距離當作輔助變數。如果說到力矩感測器，則這種方式也包含用於將一力矩檢出的裝置，它由數個元件組合而成且不一定須設在力矩作用的地點。

也可將一參考高度的切向力矩藉著將一踝力矩感測器和一膝力矩感測器的值作權重式相加或相減而求出，如此該切向力矩就是輔助變數，根據它將控制作用對應地調整。

此外可用一股作用到一下接頭部(例如脚)上的橫向力求出當作輔助變數，此橫向力係由二個力矩(例如膝力矩和踝力矩)的差的商數以及由力矩感測器的距離求出。根據求出的輔助變數或數個輔助變數再計算及調整相關的阻力值。在超出輔助變數的極大值後，可將阻力連續地隨輔助變數降低，俾使關節在階台(Rampe,英：ramp)上或梯階上可較易擺動。

當達到或超過輔助變數的一預定值時，可將阻力裝置切換到擺動階段狀態，如此撓曲緩衝及伸直緩衝作用的基本調整狀態相對於站立階段狀態作了改變。為此，該切向力矩或地面作用力向量的距離係在脚的高度提供。

除了使用輔助變數外，還使用一些感測器以求出膝角度、膝角速度、大腿軌位置、或大腿幹軸位置、小腿位置、或小腿幹軸位置、這些位置的變化及/或矯正體或修復體的力速度、以及其他資料，以控制阻力。

為了要儘量無摩擦地使阻力配合狀態條件，因此該資料的檢出作業及計算以及阻力的改變係用即時(Echtzeit,英：real time)方式達成。該阻力的改變宜利用輔助變數及/或感測器資料連續地達成，俾能俐落地使控制的變化作配合，因此矯正體或修復體的使用者不會遭到該矯正體或修復體的行為的性質驟然變化。

此外，當確認到負荷解除，亦即檢知該作用到矯正體/修復體的地面作用力減少，例如在腿舉起時，則將撓曲阻力減少，而在負荷增加時，則將撓曲阻力提高。在這種站立功能時[這種功能係呈潛在(latent)方式存在且一直在實施著]，如果進入自然的運動模型時，則此阻力會造成關節鎖固住。阻力的提高及減少作用宜連續地達成，且可使轉變到另一狀態的過渡作用(bergang,transition)俐落(這點很接近自然的運動)且可使修復體或矯正體的裝配者感到安全。如果輔助變數改變，則可將鎖固作用或阻力提高作用(它係在站立功能中活化者)取消或減少(例如當由於修復體或矯正體在空間的位置的變化造成改變時)。

基本上，從站立階段進到擺動階段的過渡作用係依負荷而定而達成，同樣地，可由站立階段的阻力調整作業藉由逐漸地配合阻力而導入擺動階段的阻力調整作業，且在必要時，亦即當有輔助變數的相關資料存在時，同樣地逐漸地再回到站立階段。這點很有利，特別是有利於用在階台上的擺動階段，其方法係用小腿中的橫向力量當作輔助變數。

本發明的另一特點在於，將阻力依測量的溫度改變。如此可將阻力裝置或該人工矯正體式或修復體式關節保護以防強力發熱。如果關節損壞，則由於關節的部分的形狀或構造強度喪失或由於電子電路在容許的操作參數之外操作，就會發熱。在此，該阻力宜改變成使散失的能量減少。由於要轉換的能量較小，故該阻力裝置該人工關節的其他元件可冷却且在其設定的溫度範圍工作。此外可將阻力裝置作配合，使得由於溫度改變發生的變化能作補償。舉例而言，如果由於發熱使油壓液的粘度減少，則該阻力裝置可對應地調整，俾進一步提供適當的撓曲阻力和伸直阻力，如此該修復體或矯正體的使用者可進而適應他所知道的人工關節的性質。

在一變更例中，對於站立階段(例如在步行時)，阻力隨溫度上升而增加，在此，伸直阻力和撓曲阻力都會提高，由於阻力升高，使用者被迫較慢地步行，因此只有較小能量進入關節中。如此關節冷却，故它可在容許的操作參數內操作。

另一變更例中，在步行時，對於擺動階段，在溫度增加時，將彎曲阻力減少，則關節再外擺。因此義足稍後向前以使足跟踏地，如此使用者再被迫走得較慢，這點使得只有較少能量轉換成熱。

阻力可在達到或超過一溫度臨限值時改變。在此，阻力可在達到一溫度臨限時驟然改變，因此造成阻力值切換。有利的做法係在達到此溫度臨限值後，將阻力隨溫度連續改變。至於溫度臨限值要訂在多高，係取決於各結構參數、所用材料、及該修復體或矯正體的阻力性質之所希求的均勻性。還有，在站立階段的阻力不得提高到產生對安全性有嚴重性的狀況，例如在下樓梯時。

這種依溫度引發的阻力的變化並非阻力改變的唯一控制參數，卻是可將這種用溫度引發的阻力的變化與一種功能的阻力變化重疊。一種人工關節，舉例而言，例如一種膝關節或踝關節，係利用多數參數依狀況而定作控制，因此所謂的功能性阻力改變(舉例而言，它們係根據步行速度、步行狀況或類似參數達成)可再補充一項：根據溫度將阻力改變。

此外可在當達到或超過一溫度臨限值時發出一警告信號，以使該修復體或矯正體的使用者察覺該關節或阻力裝置係在一種緊急的溫度範圍。警告信號可呈觸覺方式、光學方式或聲音式的警告信號輸出。同樣地可將各種不同的輸出的可能方式阻合。

我們可將阻力裝置的溫度測量並根據它作控制。如不用此方式，如果其他裝置對溫度的危急性質有反應時，也可用它們作溫度測量。舉例而言，如果一種控制電子電路對溫度特別敏感，則宜不用此阻力裝置的方式而(或除了此阻力裝置方式外同時另外)將溫度作監視並在該處設一相關的溫度感測器，如果個別的元件對溫度敏感(例如由於所用材料之故)，則宜在相關位置設一測量裝置，俾能得到相關的溫度資料。

我們可設一調整裝置，利用它將阻力改變的程度改變。舉例而言，可根據所求得的資料，例如矯正體或修復體的使用者的體重或在踏步時所求得之軸向力量得知：須作超比例的高量阻力改變。同樣地可設一手動調整裝置，利用它使各阻力的變化作配合，因此可依所調整或所求得的資料將阻力作傾向較大的變化或傾向較小的變化。

一種用於實施此方法的裝置，如上述，有一可調整的阻力裝置，它設在一人工矯正體式或修復體式的關節的二個互相樞接的元件之間，且具有一控制裝置及感測器，該感測器將裝置中的狀態資訊檢出。還設有一調整裝置，利用它可將阻力改變作用活化及/或去活化。如此，舉例而言，可選擇性地依溫度控制改變阻力，且刻意地將特別的模式、功能或(例如一膝控制程序的)附加功能活化(aktivieren,英：activate)或去活化(deaktivieren,英：deactivate)。

本發明的進一步特點，係將在擺動階段及/或站立階段時或在站立時根據感測器資料將彎曲及/或伸直阻力作配合。雖然在先前技術已知道要在一次達到擺動或站立階段的調整值後將此值維持直到進入新的步行階段為止，但依本發明係在站立或擺動階段時將撓曲及/或伸直阻力的配合作用以可變的方式調整。因此在站立階段或擺動階段時，在狀態變化時，例如當力量、加速度或力矩提高時，就將阻力連續地作配合。如果不利用「切換臨限值」(Schaltschwelle,英：switching threshold)(這些切換臨限值係在一次達到此值後，構成調整各阻力的根據)以調整撓曲阻力和伸直阻力，依本發明也可將阻力作可變之配合調整，例如根據「特性場」(Kennfeld,英：characteristic field)的分析，可由該撓曲阻力、膝桿及膝角度呈示一個特性場，並根據此特性場控制阻力。

為了根據感測器資料控制人工關節，故設有一些感測器，它們正量在檢出步行階段的過渡狀態時確保安全標準所必需者。如果使用根據最起碼量的感測器，例如用以提高標準，則這種感測器的累贅性(Redundanz)可使控制作用能不利用所有設在關節之中或之上的感測器，仍能維持安全性的最起碼標準。這種感測器的累贅性被利用以作另類控制，這些控制在有感測器故障時，一直可用仍能工作的感測器使得具擺動階段的步行仍有可能且提供最起碼的安全標準。

此外可將地面作用力向量距一關節部的距離求出，且當超過距離的一臨限值時，將阻力減少。因此當地面作用力向量距一關節部(例如距小腿縱軸上在一定高度的一點或距膝關節的樞轉軸)的距離超過一最起碼距離之時，即可如此。

在站立階段時，如果還得知小腿相對於垂直線的慣性角度增加時，則可將撓曲阻力減少到一適合擺動階段的值。小腿的慣性角度增加表示：修復體使用者或矯正體使用者在作向前運動，其中將小腿的遠體端(distales Ende,英：distal end)當作「基點」(樞軸)(Angelpunkt)。只有在慣性角度增加超過一臨限值時，才將阻力減少。此外如果小腿部相對於大腿部的運動非為彎曲運動，則將阻力減少。(亦即當伸直時)或將阻力保持恆定，這點係表示向前運動。同樣地，如果存在一股伸直的膝力矩，則可將阻力減少。

如果膝角度小於5°，則將站立階段中的阻力減少。如此，在擺動階段以及當膝蓋彎曲著時，關節不會有不想要的切換變成自由的作用。

如果得知膝力矩從伸直力矩變到彎曲力矩時，則阻力也可在有彎曲力矩時減少到一適合擺動階段的值。在此，這種阻力減少作用係在膝力矩從伸直性變成彎曲性後，直接達成。

此外如果在該阻力減少後的一固定時間內，未達到一關節元件的慣性角度、一慣性角速度、一地面作用力、一關節力矩、一關節角度、或一力量向量距一關節元件的距離的一臨限值，則在上述阻力減少後再將阻力提高到站立階段的值。換言之，如果在變換到擺動階段狀態後，在一定時間內實際上檢出到擺動階段，則將關節再調整到站立階段狀態。這點的根據為：在足尖已離開地面之前，擺動階段已經起動，俾能及時進入擺動階段。然而此時如不進入擺動階段，例如在作環行(Zirkumduktion,英：circumduction)的運動的情形，則須再切換到安全的站立階段的阻力。為此設有一定時器，它檢查是否在一定時間內存在著一個代表上述的量的期待值。如果檢出到關節角度增加，亦即實際上進入擺動階段，則阻力保持減少，亦即將擺動階段保持活動。同樣地，可在達到此限值及切換成擺動階段後，如果低於一第二臨限值(它小於第一臨限值)才將該定時器起動。

此外，依本發明，如果檢知小腿的慣性角度向垂直線方向減少同時足前部受負荷，則將站立階段中的彎曲阻力增加或不減少。藉著將「小腿部的慣性角度向垂直向方向減少」的量的感測器值作耦合以及利用足前部負荷的存在，可以確實地檢出向後的運動且不使擺動階段動作，亦即在向後走時，裝義肢的腿在向後擺且踏地時，不將撓曲阻力減少，以避免膝關節作不想要的彎曲。如此可使該裝義肢的腿沿彎曲方向受負荷而不會折入，因此裝配修復體或矯正體的換者可向後走，而不需將特別的鎖閂作用動作。

本發明的一進一步特點，如果一關節部的慣性角度低於一臨限值，則將阻力提高或不減少。或著換言之，如果慣性角度速度超過一預定臨限值，則隨著撓曲阻力減少而進入擺動階段。同樣地，可藉著測定一關節部(特別是小腿部)的膝角度及一關節部(特別是小腿部)的慣性角度速度，可得知該修復體使用者或矯正體使用者在向後運動，且膝關節須鎖閂住或作高程度剎止作用以防止撓曲。對應於此，如果阻力還不夠高，則可將阻力提高。

此外，可將足前部的負荷的走勢求出，則如果在小腿部的慣性角度減少時足前部的負荷減少，則將阻力提高或不減少。雖然在向前運動時，在足跟碰地後，當小腿部向前樞轉超過垂直線出去時，足前部負荷才會提高，但在向後行走時，在慣性角度減少時，足前部負荷會減少，因此當存在該二種狀況──亦即慣性角度減少、及足前部負荷減少──就可認定係在向後行走。然後就對應於此將阻力提高到向後行走所設的值。

另一特性值可為膝力矩，它被檢出，且當作根據以判斷是否阻力要提高或不減少。如果得知有一膝力矩沿撓曲方向作用。亦即當義足已踏地且在膝中檢出到一撓曲阻力，則這種情況係為要作向後行走，因此準備將撓曲作用阻擋，亦即將阻力提高到一值使彎曲直接變不可能。

此外可測定力量作用在脚上的作用點，且如果該力量作用點向足跟方向移動，則將阻力提高或不減少。

小腿部的慣性角度可直接利用一設在小腿部上的感測器裝置測定，或由另一接頭部(例如大腿部)的慣性角度及一同樣地求出的關節角度測定。由於大腿部與小腿部之間的關節角度也可用於其他控制信號，因此藉由將感測器作多重設置以及將信號多重利用可造成一種累贅性，因此即使當一感測器故障時，該修復體或矯正體的功能性仍可維持。可將一關節部的慣性角度的變化直接經一陀螺儀求出或由該關節部的一慣性角度信號的微分求出或由一接頭部的慣性角度及一關節角度求出。

以下詳細說明本發明一實施例。

圖1中的示意圖顯示一義肢腿，它具有一大腿幹軸(1)以容納一大腿殘肢。大腿幹軸(1)也稱為上接頭部。在上接頭部(1)上設有一下接頭部(2)，呈一小腿幹軸的造形，具有一阻力裝置。在下接頭部(2)上設有一義足(3)，下接頭部(2)利用一關節(4)以可樞轉的方式固定在上接頭部(1)上。在關節(4)中設有一力矩感測器，它求出作用的膝力矩，在下接頭部(2)中設有一連接到義足(3)的連接部(5)，連接部中設有一用於檢出有效的軸向力及踝力矩的裝置，也可有角度感測器及/或加速度感測器。也可在一義肢腿中不必有所有的感測器或有附加的感測器。

在下接頭部(2)中，除了阻力裝置(它提供彎曲及伸直阻力)外，還有一控制裝置，利用它可根據接收到的感測器資料及感測器資料的分析而將各阻力改變。為此，使用該感測器資料產生至少一輔助變數，它係利用二個或數個感測器資料作數學連結而得到。如此何將數個力量或力矩感測器互相連接，以計算不直接在感測器的範圍內的力量、距離及/或力矩。因此舉例而言，可將在特定參考平面中的切向力量、切向力矩或距離計算出來，俾能據此判斷現在要作那些功能，俾能達到儘量算然的步態。在此，所稱之「功能」係指一些在自然運動中發生的控制過程走勢。和「功能」不同者，一「模式」係指一種電路狀態，它利用意志的動作調整，例如利用一特別的開關的動作，或利用一種刻意的非自然的)運動順序。

圖2中以示意方式顯示，如何計算地面作用力向量GRF距力矩感測器的距離a當作輔助變數。輔助變數a在此情形中為所謂的膝槓桿(Kniehebel)，它在圖13中也同樣作圖示，且配合一特性場的控制，但在圖13中則用相反的正負號說明。距離a係由膝力矩M與軸向力量F_Ax的商數計算出來。膝力矩M相對於軸向力F_Ax越大，則在參考高度(它在此處構成膝軸)的地面作用力向量GRF的距離a越大。根據輔助變數a可將伸直阻力及/或彎曲阻力改變。因為利用此輔助變數a可計算是否義肢在站立階段以及在站立階段的那個時期，因此可據此調整一股預定的彎曲及/或伸直阻力，藉著改變輔助變數a，可決定目前的運動走勢如何，因此在此運動中，亦即在站立階段或擺動階段中可將伸直阻力及/或彎曲阻力作配合，阻力的改變宜為連續者，且依輔助變數的變化而改變。

在圖3中所測定的輔助變數係為在距地板高度x處測定的切向力矩Mx。在圖示的例子中，係在足高度計算，因此x的值可視為0。在下接頭部(2)的高度x測定的切向力矩係依以下公式計算：

其中M₁為連接部(5)中的力矩，因此一般為踝力矩，力矩M₂為膝力矩，長度為踝力矩感測器距地板的距離，長度為膝力矩感測器距地板的距離，而長度x為在地板上方的參考高度，切向力矩Mx須在此高度計算。此處，輔助變數d單獨根據二個力矩感測器的測量值及上述數學連結而計算。利用切向力矩Mx可得到下接頭部(2)內的負荷，由此可計算在下接頭部(2)內或連接部(5)內的負荷，各依切向力矩的大小及朝向而定，可得知不同之負荷脚本(Belastungsszenarium，英：load scenario)，它們需要彎曲及/或伸直阻力作配合調整。根據各瞬間作用的切向力矩Mx(它儲存在控制手段中當作輔助變數)可用即時(Echtzeit)方式在阻力裝置中作各所需之調整，以調整相關的阻力。

圖4中顯示：另一個輔助變數(它呈地面作用力向量GRF距一軸的距離的形式，在此情形係為用於檢出力矩的二個裝置的連線──如何能在距軸向力向量F_Ax的一參考高度處計算。此輔助變數b由下式計算

其中M₁為連接部(5)中的有效力矩，例如為距地板高度處的踝力矩，力矩M₂為在膝軸(4)高度處的膝力矩，膝軸位在距地板距離處。該量x係為距地板的參考高度，力量F_Ax為在連接部(5)內或在下接頭部(2)內的有效軸向力。如前述，藉著改變輔助變數，可在擺動階段及在站立階段連續地將各阻力調整並配合目前的變化。如此，可將各種不同的功能活化，這些功能自動被檢出，例如一種站立功能。舉例而言，利用該功能可防止膝關節不想要地彎入。在特別的情形使用在高度x=0的輔助變數以將擺動階段起動。

在評估這種起動時，不但使用該輔助變數b_(x=0)的臨限值被超過的情形，而且也用該傾向(Tendenz)。因此在向後行走時，假設輔助變數的走勢顛倒。因此力量作用點從足趾移動到跟。在此情形不須將阻力減少。

圖5用示意方式顯示如何計算橫向力或切向力量F_T當作第四輔助變數c並可用於膝控制程序。切向力量F_T以及輔助變數c係由膝力矩M₂以及M₁的差除以膝力矩感測器與踝力矩感測器之間的距離的商數得到：

舉例而言，利用此輔助變數，可在陡平面上行走時在終站立階段將撓曲阻力隨下降的輔助變數而連續降低，俾使關節的擺動較易。

圖6中的例子顯示：如何能利用一輔助變數，以測定擺動階段已起動。在上方的圖中係為膝角度K_A對時間t作圖，它係從足跟碰地HS開始，且在站立階段過程，膝角度大致保持相同，一直到足前部舉起之前不久在時間TO時膝彎入為止。在擺動階段時，膝角度K_A變大，直到在義足前移一直到碰到伸直為止擋部後它再變0為止，且足跟重新踏地。

在此膝角度圖下方，顯示在參考高度x=0該地面作用力向量距圖4中的小腿軸的距離b的值對時間t作圖。當輔助變數b已達到一臨限值THRES，則將動作信號、阻力調整作控制，使它們適合擺動階段，例如藉著將彎曲阻力減少，則在足前部離開地板不久之前可使彎入較容易。在此，阻力的減少作用可為連續方式而非驟然的。同樣地，如果輔助變數再改變且作一種非預見的走勢，則可將阻力對應地作配合，例如將阻力提高或甚至將膝關節阻擋住。

除了利用一輔助變數將功能如上述控制外，也可使用數個輔助變數以控制此人工關節，俾能更準確配合自然的運動。此外可將其他元件或參數取出以控制一修復體或矯正體。這些元件或參數係不能直接歸因到該輔助變數者。

在圖7的例子中的圖，係在一種義膝關節在站立階段時，特性值──膝力矩M、功率P和速度v對阻力(站立阻力)R_STANCE的關係。在此，在義膝關節中設有一阻力裝置和一動作器，利用該動作器可將抗拒彎曲及/或伸直的阻力改變。除了一修復體外也可使用一相關設計的矯正體，同樣地也可用在其他關節裝置的應用領域，例如髖關節和足關節。在此阻力裝置中，一般機械力量轉換成熱能，以將小腿部相對於大腿部的運動剎止住。對於其他關節情形也是如此。

在此，阻力裝置的溫度取決於：在站立階段時施的功率P有多大。功率P與有效膝力矩M及膝關節彎曲的速度有關。此速度又和阻力R_STANCE有關，此阻力係利用圖未示的阻力裝置抗拒站立階段的各種運動的阻力。如果在站立階段，在足跟碰地後，將撓曲阻力提高，而在進一步過程中當作伸展運動時將伸展阻力提高，則關節元件互相的相對運動速度減少，且因此阻力裝置的運動速度也減少。藉著將速度v減少，其程度大於力矩M的小幅上升，則在站立階段時功率P減少，因此所要轉換的能量對應於功率P的降低而減少，對應於此，當冷却作用保持相同時，阻力裝置或一些元件(其溫度受監視)的溫度也降低。

圖9中顯示在擺動階段時，上述特性值和阻力R_SWING的關聯(Korrelation)，在擺動階段時，當阻力R減少時，行走速度v、膝力矩M以及所施功率P減少，因此要轉換的能量滅少。對應於此，當擺動階段阻力減少時，阻力裝置的溫度降低。這種利用溫度控制的站立階段及/或擺動階段的控制方式可當作利用上述輔助變數控制的方式的補充，也可和後者分別實施。

圖9中，上方的圖中係膝角度K_A對時間t作圖，從所謂的「足跟碰地」(heel strike，德文：Fersenstoβ)開始，一般它係在膝關節伸直時所作者，在足踏地時，膝關節作小小撓曲，這是所謂的「站立階段撓曲」，俾使足踏地及足跟碰地較緩和。在脚完全踏地後，膝關節完全伸直，一直到所謂的「折膝」(knee break)(其中膝關節彎折進去)為止，以使膝關節向前運動且越過足前部上方，從「折膝」開始，膝角度K_A一直增加到擺動階段中的最大膝角度為止，俾隨後在將彎曲的腿和義足前移之後，再過渡到一伸直位置，然後再用足跟踏地。這種膝角度走勢是在平面行走的典型情形。

在圖9下方的圖中係為阻力R對時間作圖，對應於相關的膝角度。由此圖中可看出，在擺動階段與站立階段中阻力如何改變，舉例而言，這種改變係根據一種溫度引發的阻力變化而實施，是否有伸直或撓曲阻力存在，係取決於膝角度走勢，當膝角度K_A增加時，則撓曲阻力起作用，當膝角度減少時則伸直阻力起作用。在「足跟碰地」係，有較大的撓曲阻力，在運動反過來後，則有較大的伸直阻力。在「折膝」時，阻力減少，使膝較易彎入及前移。如此，步行較易，在「折膝」時，在阻力降低後，在擺動階過程的一部分中，將阻力保持在低位準，俾時義足較易向後擺動。為了不使擺動運動太大，故在達膝角度極大值之前將撓曲阻力提高，且在達到膝角度極大值且運動反過來後，將伸直阻力減少到擺動階段彎曲期的低位準。伸直阻力的減少作用也在擺動階段的伸直運動過程一直保持，直到「足踏碰地」前不久為止。在達到完全伸直之前不久，阻力重新提高，以避免在伸直止擋部作硬掽硬的上擋作用。為了在義足踏地時有足夠安全性防止失控地折入，故撓曲阻力也在高位準。

如果此時將撓曲力量提高(這點用虛線表示)，則膝角速度變慢，且義肢裝配合的步行也變慢。在「足跟碰地」後，此時跟著在站立階段撓曲中只有較小的彎曲，以及慢慢的伸直，因此所消散的能量較小，在達到膝角度極大值之前，撓曲阻力的提高比起在標準緩衝作用時較不明顯，這點利用朝下的箭頭表示。如此，小腿及義足繼續擺動出來，因此在「足跟碰地」之間有較大的時段存在，又，在擺動階段撓曲時，撓曲阻力減少會使步行速度減少。

在擺動階段伸直作用結束時，亦即在踏地及「足跟碰地」前不久，將伸直阻力減到比標準位準低。因此將伸直阻力減少。使小腿部較快伸直。為了避免在伸直時硬硬地碰到止擋部，故修復體使用者會走得較慢，使功率以及散失能量減少。在「足跟碰地」與「折膝」之間的站立階段，可將撓曲阻力與伸直阻力都提高，使該輕輕的彎曲及伸直運動變慢，俾如此將步行速度減慢。

圖10中上方的圖顯示在階台上走路時膝角度的走勢(此處係在一急陡的階台)。在「足跟碰地」後，膝角度K_A連續變大到膝角度極大值為止，而不發生「折膝」。這點的根據在於：在一階台上行走時，膝不會完全伸直。在達到膝角度極大值時，膝與小腿迅速前移直到完全伸直，這種完全伸直隨著重新的「足跟碰地」進入。在此，在繼續的過程中，伸直阻力保持在一恆定地高的位準，直到接著下降為止，俾使膝能大幅彎入，並因此使修復體可上升及作擺動。這種擺動係在達到阻力最小值後發生直到達膝角度最大值為止。然後將伸直阻力保持在一低位準，直到在踏地不久之前阻力重新升高為止。

此時如果阻力裝置中溫度升高，則將站立階段中的阻力提高，以確保步行速度緩慢且折入作用緩慢。在擺動階段中在達到最大彎曲角度後，當義足向前移時，將伸直阻力減到比正常功能低，這點同樣地使變成熱散失的能量減少。

除了一般患者向前運動的情況外，在每日的運動項目中還有許多其他狀況，須用配合的控制作用對這些狀況反應。

在圖11中，修復體係在一種狀況，在其中一般在向前行走時將擺動階段起動。在此情況，患者用足前部站立，然後想將髖彎曲。因此膝也彎入，但患者在向後行走時，裝義肢的腿(在此處為修復體)向後移，亦即和修復體使用者的正常視線方向相反者。如此，小腿部(2)對重力方向(它用重力向量g表示)的慣性角度α₁先增加，直到義足(3)踏到地面上為止。在此係假設髖關節當作運動的旋轉點或角點，且用於測定該遞增的慣性角度。小腿部(2)的縱延長線或縱軸通過義膝關節(4)的樞轉軸，且宜同樣地通過踝關節的樞轉軸或在中央通過義足與小腿部(2)之間的一接頭位置。小腿部(2)的慣性角度α₁可直接利用一設在小腿部(2)上的感測器電路測定。如不用此方式，也可將此慣性角度利用大腿部(1)上的一感測器電路及一膝角度感測器測定，該膝角度感測器檢出大腿部(1)與小腿部(2)間的角度。

要測定慣性角度速度，可直接使用一陀螺儀，或可求出慣性角度α_I對時間的變化，這種變化可利用量的大小及方向求出，如果此時有一定的慣性角度α_I和一定的慣性角速度ω_I，則如果超出該慣性角速度的一定臨限值時，就進入一擺動階段。如果慣性角度α_I減少，此外足前部還受負荷，則可認定為向後行走，因此撓曲阻力不減少，而係保持或提高，俾不能作擺動階段的撓曲。

圖12中顯示修復體在平平踏在地面的狀態，此圖特別用於定義出膝力矩及膝角度以及所用之正負號圖示。在此，膝角度α_k相當於大腿部(1)與小腿部(2)之間的角度。有一膝力矩M_K繞著義膝關節(4)的關節軸作用。擺動階段的起動作用可用其他基準補充，例如用以下方式：膝力矩M_K須為伸直性者，亦即為正值或為零，膝角度α_K近乎零，亦即膝伸直及/或膝角速度為零或趨向伸直者。

要將各種不同參數和參數關係列入考慮的一種精密方式，係使用特性場(Kennfeld)達成。此特性場可以將阻力作可變的調整且配合特性場大小的走勢或組合，這種純粹經由臨限值控制的電路不同。在此，也可使用上述的輔助變數。

圖13中顯示用於控制在平面走路的特性場，它被呈示以求出所要調整的電阻R，特性場係跨越在阻力(R)，膝角度K_A及膝槓桿(力臂)K_L之間，膝槓桿(力臂)K_L係為所造成之地面作用力距膝軸的法向距離，且可利用有效膝力矩除以有效軸向力量計算，如圖2所述者。所假設之阻力R的極大值係為一種量，在此量時，如關節的元件不破壞，則關節(此處為膝關節)不能彎曲或只能慢慢彎曲。如果膝力臂K_L=-a在先增加後變到零且小腿明顯向後傾，(這點對於在平面行走係為典型的情形)則撓曲阻力R從一基本撓曲阻力開始一直提高到例如15°的最大站立階段彎曲角度為止或略低於該值。隨著膝角度增加而一直提高到鎖固阻力R_鎖固為止，這種曲線在圖13呈正常站立階段撓曲曲線R_SF的形式圖示。因此阻力裝置當在平面步行時，在站立階段撓曲時，限制彎入程度。但如果膝力臂K_L增加，則撓曲阻力增加得較少，這種性質舉例而言，相當於在一階台上向下走或一剎止步驟，且用R_階台表示。利用此特性場，可使在平面步行與在階台步行之間作連續性的過渡。由於不使用臨限值而係用連續的特性場，因此在站立階段的繼續的時期中，在平面步行和在階台步行之間可以作過渡。

圖14中顯示在陡平面上行走時的特別的特性值：膝角度K_A、切向力F_T、及撓曲阻力R對時間t的關係。此處係在下山時。在「足跟碰地」後，膝角度K_A連續增加直到脚舉起的時刻T₀為止。然後膝角度K_A再一次增加，俾在擺動階段中將小腿部移到更接近大腿部，以使脚能向前移。在達到最大膝角度K_A後將小腿向前移，將膝角度K_A減少到零，因此該腿再位於伸直狀態，在此狀態時足跟踏地，因此一新的踏步循環週期可開始。

在「足跟碰地」後，切向力F_T或橫向力係變負值，在足完全踏地後通過零值，然後在足舉起不久前達到一最大值。

在時間點T₀時，在脚舉起後，橫向力F_T為零，直到重新「足跟碰地」為止。

撓曲阻力R的走勢，一直到橫向力F_T的最大值為止，都是近乎恆定且一直很高。俾能和下山時向撓曲方向作用的力量對抗，俾使患者負荷解除，且不須利用相關那一側將該運動的義膝的擺動作補償。在達到此橫向力最大值後(它係在足舉起之前的時刻)將撓曲阻力R隨切向力量連續地減少，俾使膝關節能較容易地彎入，在時間點T₀時將足前部舉起後，撓曲阻力R為其最小值，俾使小腿能再略向後擺動。如果小腿向前移，則該伸直阻力作用(此伸直阻力根據圖中的完全伸直作顯示，當膝角度減少時，阻力R呈伸直阻力形式，它係在重新踏地不久之前亦即在重新「足跟碰地」前不久提高到一極大值，以準備作伸直的緩衝，俾使膝關節不會無緩衝地長驅直入碰到伸直止擋部撓曲阻力被提高到此高值，俾在「足跟碰地」後就能立刻提供此所需之有效撓曲阻力。

圖15中顯示所要調整的阻力R與不同的橫向力極大值之間的關係。在此，阻力減少作用係標準化到橫向力極大值。如此，阻力須從一大的值下移到一小的值，而橫向力要從一極大值變到零。因此這種減少與橫向力的極大值的大小無關。它從站立階段阻力一直到最小阻力，而橫向力從最大值變到零。如果橫向力再升高，則阻力再提高，換言之，修復體使用者如果想要將運動中斷，則他可將關節再施更大負荷。此處，在輕輕的擺動及再施負荷之間也作連續的過渡，而不須使用離散的切換基準。

(1)．．．大腿幹軸(上接頭部)

(2)．．．小腿幹軸(下接頭部)

(3)．．．義足

(4)．．．義膝關節

(5)．．．連接部

g．．．動力向量

GRF．．．地面作用力(的向量)

α_I．．．慣性角度

ω_I．．．慣性角速度

M．．．膝力矩

a．．．距離

F_Ax．．．軸向力量

．．．距地板高度

．．．距地板高度

．．．距離

F_T．．．切向力量

c．．．輔助變數

M₁．．．力矩

M₂．．．力矩

R_STANCE．．．站立阻力

R_SWING．．．擺動阻力

K_L．．．力臂

圖1係一修復體的一示意圖；

圖2係用於計算一距離的示意圖；

圖3係用於計算一切向力矩的示意圖；

圖4係用於根據數個感測器值計算一距離的示意圖；

圖5係用於計算一橫向力的示意圖；

圖6係膝角度及一輔助變數的值對時間的走勢圖；

圖7係在站立階段時在阻力增加時特性值的性質；

圖8係在擺動階段時在阻力增加時特性值的性質；

圖9係在一平面中走路時的一膝角度走勢圖及一阻力曲線圖；

圖10係在一陡平面上走路時的一膝角度走勢圖及一阻力曲線圖；

圖11係在向後行走時一修復體的慣性角度的正負號圖例說明及示意圖；

圖12係膝角度與膝力矩的正負號圖示的示圖；

圖13係阻力對膝角度及膝桿的特性場；

圖14係在斜面上行走時的特性值；

圖15係在不同的橫向力極大值時的阻力性質。

(1)．．．大腿幹軸(上接頭部)

(2)．．．小腿幹軸(下接頭部)

(3)．．．義足

(4)．．．義膝關節

(5)．．．連接部

F_Ax．．．軸向力量

GRF．．．地面作用力(的向量)

M．．．膝力矩

a．．．距離

Claims (43)

1. 一種用於控制下肢的矯正體式或修復體式的關節的方法，利用一阻力裝置控制，至少有一動作器與該阻力裝置配合，利用該動作器將彎曲阻力及/或伸直阻力依感測器資料而定作改變，其中在使用該關節時利用感測器提供狀態資訊，其中：該感測器資料用至少一檢出裝置檢出，該檢出裝置用於至少求出：一個力矩和一個力量，或二個力矩和一個力量，或二個力量和一個力矩，且至少二個上述之所求出的值的感測器資料利用一種數學運算互相連結且因此計算一個輔助變數，此輔助變數作為控制彎曲阻力及/或伸直阻力的根據，且藉著將力矩除以力量將地面作用力的力量向量距該力矩的檢出裝置的距離計算出來，當作輔助變數。
2. 如申請專利範圍第1項之方法，其中：將感測器資料互相作相加、相乘、相減及/或相除。
3. 如申請專利範圍第1或第2項之方法，其中：將力量向量在一參考高度高度距一軸的距離、或在一參考高度的切向力矩、或一切向力量求出，當作輔助變數。
4. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：藉著將關節力矩除以軸向力量計算該力量向量距關節軸的距離。
5. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：使用一踝力矩感測器及/或一膝力矩感測器當作力矩的檢出裝置。
6. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：藉著將至少一個用於檢出二個力矩和一個力量的檢出裝置的資料連結求出該力量向量在一參考位置距一關節接頭部的一軸的距離求出當作輔助變數。
7. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：藉著將用於檢出二個力矩的檢出裝置的值作權重的相加或相減將在一參考高度的切向力矩求出當作輔助變數。
8. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：從二個力矩的差以及該二個用於求出力矩的裝置互相的距離的商數將一股作用到下接頭部的橫向力量求出當作輔助變數。
9. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：當達到或低於該輔助變數的一預定值時，將該阻力裝置切換到一擺動階段狀態。
10. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：當該輔助變數的值減少時，將彎曲阻力降低。
11. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：用於求出一膝角度、一膝角速度、一大腿位置、一小腿位置、以及這些位置的一種變化及/或該矯正體或修復體的一加速度的感測器設在該矯正體或修復體上，且它們的資料被用於控制阻力。
12. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：該資料的檢出作業及計算以及阻力的改變用即時方式的操作達成。
13. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：該阻力改變作用連續地實施。
14. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：當確認該輔助變數變大時，將阻力一直增加到關節鎖固住為止。
15. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：當確認到該作用到矯正體或修復體上的地面作用力減少時，將阻力減少，而當地面作用力增加時，將阻力一直增加到關節鎖固住為止。
16. 如申請專利範圍第15項的方法，其中：如果該輔助變數改變，則將關節的鎖固解除。
17. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：在阻力提高後，根據所檢出之矯正體或修復體的一空間位置的變化或所檢出的一力量對矯正體或修復體的一向量的位置的變化而將該阻力減少。
18. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：設有一溫度感測器，且將阻力依至少一測量到的溫度信號作改變。
19. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：在站立階段時當溫度增加時將阻力提高。
20. 如申請專利範圍第18項之方法，其中： 在擺動階段時，當溫度增加時將彎曲阻力減少。
21. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：在達到或超過一溫度臨限值時，將阻力改變。
22. 如申請專利範圍第18~21項之任一項之方法，其中：隨著溫度變化將阻力連續地改變。
23. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：將這種用溫度引發的阻力的變化與一種功能的阻力變化重疊。
24. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：當達到或超過一溫度臨限值時發出一警告信號。
25. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：測量該阻力裝置的溫度且當作控制的根據。
26. 如申請專利範圍第18項之方法，其中：設有一調整裝置，利用它將阻力變化的程度改變。
27. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：由該撓曲阻力、膝桿及膝角度呈示一個特性場，並根據此特性場控制阻力。
28. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：當用於檢出力矩、力量及/或關節角度的裝置故障的情形，根據其餘的裝置使用另類的控制演算法以改變伸直及/或彎曲阻力。
29. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：將地面作用力向量距一關節部的距離求出，且當超過 距離的一臨限值時，將阻力減少。
30. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：如果矯正體或修復體的關節係設計成一膝關節且其一膝角度小於5°，則將站立階段中的阻力減少。
31. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：矯正體或修復體的關節與一小腿部連接，且如果檢知該小腿部相對於垂直線的慣性角度增加，則將站立階段中的阻力減少。
32. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：如果小腿部相對於大腿部的運動非彎曲運動，則將阻力減少。
33. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：如果有一股伸直的膝力矩存在，則將阻力減少。
34. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：如果在該阻力減少後的一固定時間內，未達到一關節元件的慣性角度、一慣性角速度、一地面作用力、一關節力矩、一關節角度、或一力量向量距一關節元件的距離的一臨限值，則在阻力減少後再將阻力提高到站立階段的值。
35. 如申請專利範圍第29項之方法，其中：如果在阻力減少後跟著在一固定時間內未達到一關節元件的慣性角度、一慣性角速度、一地面作用力、一關節力矩、一關節角度、或一力量向量距一關節元件的距離的一臨限值後，達到一慣性角度、一慣性角速度、一地面作用力、一關節力矩、一關節角度、或一力量向量距一關節 元件的距離的另一臨限值，則將阻力再提高到站立階段的值。
36. 如申請專利範圍第34項之方法，其中：如果檢知到關節角度增加，則將阻力保持減少。
37. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：測定力量作用在腳上的作用點，且如果該力量作用點向足跟方向移動，則將阻力提高或不減少。
38. 如申請專利範圍第1或第2項的方法，其中：如果檢知到小腿的慣性角度向垂直線方向減少同時一足前部受負荷，則將站立階段中的彎曲阻力增加或不減少。
39. 如申請專利範圍第38項之方法，其中：如果一關節部的慣性角速度低於一臨限值，則將阻力提高或不減少。
40. 如申請專利範圍第38項之方法，其中：求出足前部的負荷的走勢，且如果在小腿部慣性角度減少時足前部負荷減少時，則將阻力提高或不減少。
41. 如申請專利範圍第38項之方法，其中：檢出一膝力矩，則當檢知有一沿撓曲方向作用的膝力矩時，則將阻力提高或不減少。
42. 如申請專利範圍第38項之方法，其中：將小腿部的慣性角度直接求出或由另一接頭部的慣性角度和一關節角度求出。
43. 如申請專利範圍第38項之方法，其中：將一關節部的慣性角度的變化直接經一陀螺儀求出或 由該關節部的一慣性角度信號的微分求出或由一接頭部的慣性角度及一關節角度求出。