Способ адаптивного управления амортизацией протезного колена в фазе стояния, способ адаптивного управления амортизацией момента протезного колена в фазе ходьбы, протезное колено, приспосабливающееся для управления моментом амортизации во время фазы стояния человека без ноги, и протезный узел

Способ адаптивного управления амортизацией протезного колена в фазе стояния, способ адаптивного управления амортизацией момента протезного колена в фазе ходьбы, протезное колено, приспосабливающееся для управления моментом амортизации во время фазы стояния человека без ноги, и протезный узел

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Существующий уровень техники

Область техники

Настоящее изобретение относится в целом к протезным коленам, в частности к приспосабливающимся к скорости и приспосабливающимся к пациенту управляющей схеме и системе для внешних коленных протезов.

Описание аналогов

Большинство современных активных коленных протезов представляет собой тормоза с изменяющимся моментом, в которых амортизация сустава управляется микропроцессором, когда человек без ноги идет шаг за шагом. Многие технологии тормозов использованы для коленей, включая пневматические, гидравлические и магнитореологические.

Согласно наиболее современной протезной технологии, протезист регулирует сопротивления колена для подстройки искусственной ноги к безногому человеку, чтобы коленный протез двигался естественно при низких, средних и высоких скоростях ходьбы. При пользовании для выяснения скорости ходьбы используются датчики рядом с протезом. Микропроцессор затем регулирует сопротивления колена на основе индивидуальных значений или данных, заранее запрограммированных протезистом только для этого конкретного пациента.

Недостатком этой методологии программирования протезного колена является то, что она требует большого времени и для протезиста и для пациента и должна повторяться для каждого пациента. Кроме того, любые непредвиденные изменения у пациента или в окружающей пациента среде не компенсируется коленным протезом после того, как пациент ушел от аппаратуры протезиста. Этот недостаток приспособляемости в коленной системе может нарушить нормальное передвижение и может сделать запрограммированное колено неудобным и даже небезопасным. В этой ситуации пациент должен возвращаться к аппаратуре протезиста, чтобы перепрограммировать коленный протез. Это, опять-таки, нежелательно выражается в дополнительной трате времени и увеличивает стоимость.

Наиболее близким к заявляемому изобретению по технической сущности и достигаемому результату в процессе использования как в части способа, так и устройства, является протезный узел, включающий протез коленного сустава, углубление для культи, находящееся в механической связи с протезом коленного сустава, приспособленное для приема оставшейся конечности человека без ноги, голенную часть протеза, находящуюся в механической связи с протезом коленного сустава, и ступню протеза, находящуюся в механической связи с голенной частью протеза, магнит и магнитореологическую жидкость, которая под действием магнитного поля изменяет амортизирующий момент коленного сустава, при этом функционирование протезного узла осуществляется посредством электронного управления (DE 19754690 A, опубликовано 01.07.1999).

Сущность изобретения

Соответственно одним преимуществом настоящего изобретения является преодоление некоторых или всех упомянутых ограничений путем обеспечения автоматической приспосабливающейся к скорости и приспосабливающейся к пациенту схемы и системы управления коленного протеза. Схема и система управления используют информацию датчиков, измеренную около протеза, для автоматической регулировки сопротивления колена в фазах стояния и ходьбы для конкретного носителя при широком множестве двигательных действий. В качестве преимущества не требуется никакой зависящей от пациента информации, подлежащей предварительному программированию в протезном колене протезистом или пациентом. Система способна приспосабливаться к различным типам помех, когда пациент уходит от аппаратуры протезиста, поскольку она способна приспосабливаться к пациенту и способна приспосабливаться к скорости.

В соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения обеспечивается способ адаптивного управления амортизацией в фазе стояния протезного колена, носимого пациентом. Способ содержит шаг обеспечения памяти в протезном колене. Память сохраняет соотношения между данными датчиков и амортизацией в фазе стояния, установленной в клинических исследованиях людей без ноги с различными размерами тела. Моментальная информация датчиков измеряется с использованием датчиков рядом с протезным коленом, когда пациент стоит, идет или бежит. Моментальная информация датчиков используется вместе с соотношениями для автоматической регулировки амортизации в фазе стояния, пригодной для пациента, без необходимости в зависящей от пациента информации для предварительного программирования протезного колена.

В соответствии с другим предпочтительным вариантом выполнения обеспечивается способ адаптивного управления амортизацией в фазе ходьбы протезного колена, носимого пациентом, когда пациент передвигается с различными двигательными скоростями. Время контакта с землей протезной ступни, соединенной с протезным коленом протезной ногой, показывает двигательную скорость пациента. Способ содержит шаг непрерывного измерения времени контакта в течение периодов одного цикла походки, когда пациент перемещается с различными двигательными скоростями. Время контакта хранится в памяти протезного колена во временных окнах, соответствующих двигательной скорости пациента. Амортизация в фазе ходьбы для сгибания колена итеративно модулируется для достижения итогового пикового диапазона углов сгибания, пока сгибание не сойдется внутри каждого временного окна. Амортизация в фазе ходьбы для выпрямления колена итеративно модулируется для управления усилием воздействия выпрямляемой протезной ноги на искусственную коленную чашечку протезного колена до тех пор, пока амортизация выпрямления не сойдется внутри каждого временного окна. Сведенные значения амортизации используются для автоматического управления амортизацией в фазе ходьбы на всех двигательных скоростях.

В соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения обеспечивается приспосабливающееся протезное колено для управления моментом амортизации колена во время фазы стояния человека без ноги. Протезное колено в общем случае содержит управляемый коленный привод, датчики и контроллер. Коленный привод обеспечивает изменяющийся момент амортизации в ответ на командные сигналы. Датчики измеряют усилие и момент, приложенные к протезному колену, когда человек без ноги перемещается по поддерживающей поверхности. Контроллер имеет память и приспособлен отправлять командные сигналы в коленный привод и принимать входные данные от датчиков. Память хранит соотношения между данными датчиков и амортизацией в фазе стояния, установленные в предшествующих клинических исследованиях пациентов с различными размерами тела. Контроллер использует данные датчиков вместе с соотношениями для адаптивного и автоматического управления амортизирующим моментом, заданным приводом колена во время фазы стояния, независимо от какого-либо предшествующего знания размеров человека без ноги.

В целях обобщения изобретения далее описываются определенные аспекты, преимущества и новые признаки изобретения. Конечно, должно быть понятно, что не обязательно все преимущества могут быть достигнуты в соответствии с любым практическим выполнением изобретения. Таким образом, изобретение может быть воплощено или выполнено так, что достигается или оптимизируется одно преимущество или группа преимуществ, как они описаны здесь, без необходимого достижения других преимуществ, как они могут быть описаны или предложены здесь.

Все эти выполнения направлены на то, чтобы входить в объем изобретения, раскрытого здесь. Эти и другие варианты выполнения настоящего изобретения будут очевидны для специалиста из следующего далее подробного описания предпочтительных вариантов выполнения, имеющих ссылки на приложенные чертежи, и изобретение не ограничено раскрытым(и) каким(и)-либо конкретным(и) вариантом(-ами) выполнения.

Краткое описание чертежей

При наличии такого обобщения общей природы изобретения и его необходимых свойств и преимуществ некоторые предпочтительные варианты выполнения и их модификации будут понятны специалисту из нижеследующего описания со ссылками на чертежи, на которых:

Фиг.1 является схематическим чертежом одного нормального человеческого двигательного цикла, показывающего различные положения в течение фаз стояния и ходьбы;

Фиг.2 является схематическим графическим представлением изменения угла колена, показывающим переходы состояний в течение нормального цикла походки;

Фиг.3 является графиком угла биологического колена и механической мощности в зависимости от доли в процентах завершенного цикла ходьбы для одного субъекта;

Фиг.4 является схематической иллюстрацией протезного комплекта нижней конечности, содержащей управляемое электроникой протезное колено и имеющей признаки и преимущества в соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения настоящего изобретения;

Фиг.5А и 5В являются упрощенным представлением в виде блок-схемы приспосабливающейся системы протезного колена, имеющей признаки и преимущества в соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения настоящего изобретения;

Фиг.6 является схемой одного предпочтительного варианта выполнения контроллера в виде конечного автомата для системы протезного колена по фиг.5 и показывает условия перехода "состояние в состояние" для цикла походки или действий;

Фиг.7 является графиком времени контакта ступни от скорости вперед для здорового человека, двигающегося на нескольких стабильных постоянных скоростях;

Фиг.8 является упрощенным схематическим изображением общей конфигурации одного предпочтительного варианта выполнения привода протезного колена по настоящему изобретению;

Фиг.9 является подробным изображением в разобранном виде тормоза протезного колена, приводимого в действие магнитореологически, имеющего характеристики и преимущества в соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения настоящего изобретения;

Фиг.10 является видом в поперечном сечении протезного колена по фиг.9.

Подробное описание предпочтительных вариантов выполнения

Для того чтобы дать возможность человеку с трансбедренной ампутацией (выше колена) ходить в различных обстоятельствах, протезное колено должно обеспечивать управление сгибанием для ограничения прогиба, когда к конечности прикладывается вес. Кроме того, протез должен обеспечивать управление фазой выпрямления, чтобы колено достигало полного выпрямления как раз перед ударом пяткой мягким и естественным образом.

В отличие от биологического колена, протезное колено должно выполнять одновременно управление сгибанием и выпрямлением без прямого знания о намерениях пользователя или окружающей среды. Вернее, протезное колено должно догадываться, идет ли человек без ноги, бежит или сидит. Оно также должно определять, когда в окружающей среде происходят небольшие или серьезные изменения, такие как те, когда пользователь поднимает чемодан или идет вниз по наклонной поверхности. Более того, протез должен передвигаться естественно и быть безопасным при всех двигательных скоростях и должен работать одинаково хорошо для всех людей без ноги, независимо от массы тела, роста, уровня активности, без необходимости в зависящей от пациента информации или программирования протезистом.

В соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения настоящего изобретения протезное колено точно и аккуратно управляется практически при всех двигательных скоростях и практически для всех пациентов. Изобретение использует схему приспосабливания, которая автоматически регулирует сопротивления и амортизацию фаз сгибания и выпрямления без информации предварительного программирования от пациента или протезиста, делая "интеллектуальное" колено одновременно приспосабливающимся к скорости и приспосабливающимся к пациенту.

Обычное перемещение по ровной земле

Понимание обычной человеческой ходьбы/бега обеспечивает основу для конструирования и развития эффективных протезов нижних конечностей с управляемым движением. Обычное человеческое перемещение или походка могут быть описаны как последовательность ритмических чередующихся движений нижних конечностей и туловища, результатом которых является продвижение вперед центра тяжести тела.

Один типичный нормальный цикл походки по ровной земле, как он показан на фиг.1, содержит действие, которое проявляется между ударом пяткой одной нижней конечности 10 и последующего удара пяткой той же конечности 10. Конечность или нога 10 в общем случае содержит стопу 12, голенную часть 14, соединенную или сочлененную с бедренной частью 16 коленом или коленным суставом 18. В течение единственного цикла походки каждая нижняя конечность проходит одну фазу 20 стояния или выпрямления и одну фазу 22 ходьбы.

Фаза 20 стояния начинается с удара 24 пяткой, когда пятка касается пола или поддерживающей поверхности земли, и стоящее колено начинает слегка сгибаться. Это сгибание позволяет самортизировать воздействие и также поддерживает центр тяжести тела в более постоянном вертикальном положении при стоянии.

Сразу после удара 24 пяткой ступня контактирует с землей в начале фазы 26 плоской ступни. После того как в стоящем колене достигнуто наибольшее сгибание, сустав начинает снова выпрямляться, пока не будет достигнуто максимальное выпрямление в средней фазе стояния 28, когда вес тела переносится прямо на поддерживающую конечность и продолжает вращать ступню.

Когда масса тела над лодыжкой продолжает вращаться вперед, пятка отрывается от земли в точке 30 отрыва пятки. Сразу после этого тело продвигается вперед мощным действием икроножных мышц (отталкивание). Фаза отталкивания заканчивается, когда вся ступня отрывается от земли в точке 32 отрыва пальцев.

В момент окончания стояния колено опорной ноги сгибается в подготовке к отрыву ступни от земли для шага. Это явление в литературе обычно называется "тормоз колена". В это время соседняя ступня ударяет по земле и тело находится в "режиме двойной опоры", то есть обе ноги поддерживают вес тела.

В точке 32 отрыва пальцев, когда бедро сгибается и колено достигает определенного угла в тормозе колена, ступня отрывается от земли и колено продолжает сгибаться в фазе ходьбы. В начале фазы ходьбы ступня ускоряется. После достижения максимального сгиба в средней фазе 34 ходьбы колено начинает выпрямляться и ступня замедляется. После того как колено достигло полного выпрямления, ступня снова опускается на землю в точке 24' удара пятки, и начинается следующий цикл передвижения.

Обычно анатомическим положением является вертикальное положение, поэтому сгибание является движением тела частично из выпрямленного, стоящего или анатомического положения. Таким образом, сгибание колена является изгибом колена. Выпрямление является движением конечности в анатомическое положение, таким образом, распрямление колена является движением в направлении "выпрямления".

Говоря другими словами, если рассматривать коленный сустав как простой шарнир, имеется два отдельных действия, которые могут появиться. При "изгибе" коленный сустав вращается, чтобы разрешить верхней и нижней частям ноги переместиться ближе друг к другу. При "распрямлении" коленный сустав вращается в обратном направлении, части ноги двигаются друг от друга и нога выпрямляется.

В процессе обычного перемещения ходьбой в основном по ровной поверхности максимальный угол α_F сгибания меняется от 60° до 80°. Максимальный угол α_E распрямления обычно равен 180° или близок к нему. Таким образом, при ходьбе по равнине обычное колено человека вращается в диапазоне примерно 60°-80° от положения полного распрямления в ранней и средней фазе стояния до 60°-80° сгибания сразу после отрыва пальцев. В других ситуациях, например в сидячем положении, максимальный угол α_F сгибания может быть 140°-150°.

На фиг.2 предпочтительно цикл походки по фиг.1 характеризуется пятью отдельными состояниями или фазами. Фиг.2 схематично показывает угол θ колена, то есть угол, на который колено вращается от положения полного распрямления, с переходами состояний или фаз в течение действий, которые происходят между ударом пятки (УП) одной нижней конечности и последующим ударом пятки (УП) той же самой конечности. Ось 36 X представляет время между последующими ударами пяткой в цикле ходьбы. Ось 38 Y представляет угол θ колена.

Состояние 1 представляет начало фазы сгибания при стоянии сразу после удара пяткой (УП). Состояние 2 представляет собой начало или середину фазы распрямления при стоянии после того, как в Состоянии 1 был достигнут наибольший изгиб при стоянии. Состояние 3 или пауза колена обычно происходит в конце стояния, начинаясь сразу после того, как колено полностью вытянулось, и заканчивается, когда ступня отрывается от земли в точке отрыва пальцев (ТОП). Состояние 4 представляет собой период сгибания колена во время фазы ходьбы цикла ходьбы или бега. Состояние 5 представляет период распрямления колена во время фазы ходьбы цикла ходьбы или бега, после того, как в Состоянии 4 был достигнут наибольший изгиб при ходьбе.

Как будет подробно обсуждено ниже, эти основные состояния или фазы задают структуру контроллера протезного колена как конечный автомат. Таким образом, фиг.2 является графическим представлением человека, перемещающегося через цикл нормальной походки, и положения каждого состояния внутри этого цикла. Таблица 1 обобщает действия в течение каждого из Состояний 1-5.

Таблица 1
Состояние	Действие
1	Сгибание при стоянии
2	Распрямление при стоянии
3	Пауза колена
4	Сгибание при ходьбе
5	Распрямление при ходьбе

Фиг.3 является графиком обычного угла биологического колена и мощности колена от времени, нормированного для периода шага (взято из книги Grimes, 1979). Ось 40 X представляет собой время, нормированное для периода Т шага, или процент цикла ходьбы. Ось 42 Y представляет собой мощность колена (Р в фут-фунт/с), а ось 44 Y представляет собой угол колена (θ в градусах).

На фиг.3 четыре испытания по ходьбе показаны для одного субъекта. 0 процентов и 100 процентов показывают два последовательных удара пяткой одной и той же ноги, а нулевой угол в общем случае соответствует углу удара пяткой. Также на фиг.3, RHS представляет удар правой пяткой, RFF представляет правую плоскую ступню, LTO представляет отрыв пальцев левой ноги, RHO представляет отрыв правой пятки. LHS представляет удар левой пяткой, LFF представляет левую плоскую ступню, RTO представляет отрыв пальцев правой ноги, LHO представляет отрыв левой пятки.

Кроме того, на фиг.3 небольшой наклон 46 в графике угла (15% от полного цикла) представляет сгибание и распрямление колена во время начала или середины фазы стояния, тогда как более сильный наклон 48 (75% от полного цикла) представляет сгибание и распрямление колена во время фазы выпрямления. За весь цикл механическая мощность колена в основном отрицательная или рассеивающаяся. Это оправдывает использование изменяющегося амортизатора или тормоза с изменяющимся моментом в коленном протезе. Такой изменяющийся амортизатор или коленный привод подробно обсуждается ниже.

Конфигурация системы

Фиг.4 является схематической иллюстрацией протезного комплекта или протеза 100 для нижней конечности, содержащего управляемый электроникой коленный протез 110 и имеющего признаки и преимущества в соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения настоящего изобретения. Как описано ниже более подробно, предпочтительно, чтобы активный коленный протез содержал тормозную систему или амортизатор 130 с изменяющимся моментом и встроенный блок или систему 120 управления, заключенные в поддерживающий корпус 141. Протезная коленная система 110 обеспечивает усилия сопротивления, чтобы практически моделировать положения и движения естественного коленного сустава при хождении и/или другой передвижной деятельности, выполняемой человеком без ноги.

Одним концом искусственная коленная система 110 связана или механически соединена с углублением 102 для оставшейся конечности, которое принимает оставшуюся конечность или бедренную часть 104 человека без ноги. Другой конец протезной коленной системы 110 связан или механически соединен с опорной или голенной частью 106, которая, в свою очередь, связана или механически соединена с протезной или искусственной ступней 108.

В качестве преимущества протезная коленная система 110 по предпочтительным вариантам выполнения является одновременно приспосабливающейся к скорости и приспосабливающейся к пациенту. Таким образом, вращение коленного сустава автоматически управляется практически на всех скоростях и практически для всех пациентов независимо от размеров тела, без предварительно запрограммированной информации или откалиброванных данных от пациента или протезиста.

Одним главным преимуществом предпочтительных вариантов выполнения коленной системы является то, что она способна приспосабливаться к различным типам помех, когда пациент уходит от аппаратуры протезиста, поскольку она способна приспосабливаться к пациенту и способна приспосабливаться к скорости. В качестве примера, когда пациент поднимает чемодан, колено реагирует на помеху автоматически. При обычной технологии пациент должен вернуться к аппаратуре протезиста и перепрограммировать свое колено. В предпочтительных вариантах период испытаний обычно не является "продолжительным" и "утомительным".

Протезное колено 110 по предпочтительным вариантам выполнения позволяет человеку без ноги передвигаться и/или комфортно и безопасно адаптироваться к большому множеству обстоятельств. Например, при хождении, беге, сидении, либо при обнаружении небольших или серьезных изменений в окружающей среде или внешних условиях, таких как те, когда пользователь поднимает чемодан или идет вниз по наклонной поверхности.

Искусственное колено 110 обеспечивает контроль за стоянием для ограничения прогиба, когда к конечности прикладывается вес. Кроме того, протезное колено 110 обеспечивает воздушный контроль за ходьбой, так что колено достигает полного выпрямления прямо перед или в момент удара пяткой плавным и естественным образом.

Предпочтительно искусственная коленная система 110 по настоящему изобретению используется для пациентов с трансбедренной ампутацией (выше колена, В/К). Альтернативно или опционально протезное колено 110 может быть приспособлено для использования пациентами с экзартикуляцией колена (Э/К), когда ампутация проходит через коленный сустав, как необходимо или желательно, уделяя должное внимание целям достижения одной или более выгод и преимуществ, как описано или предложено здесь.

Электроника колена

Фиг.5 показывает предпочтительный вариант выполнения протезной коленной системы 110 по изобретению в виде блок-схемы. На фиг.5 непрерывные линии связи представляют поток сигналов/данных, а пунктирные линии связи показывают поток мощности.

Как упомянуто выше, предпочтительно искусственная коленная система 110 в общем случае содержит тормозную систему или амортизатор 130 с изменяющимся моментом и встроенный блок или систему 120 управления. Система 120 управления с обратной связью содержит центральный контроллер 132, который принимает информацию датчиков и диагностическую информацию для управления работой коленного привода 130 и другого связанного с ними оборудования (как обсуждается ниже). В целях ясности различные составляющие протезной коленной системы 110 в соответствии с одним предпочтительным вариантом выполнения перечислены ниже в Таблице 2.

Таблица 2
Составляющие	Ссылочная позиция
Коленный привод	130
Микропроцессор	132
Датчик коленного угла	134
Усилитель коленного угла	136
Дифференциатор коленного угла	138
Датчики осевого усилия и момента	140
Усилители осевого усилия и момента	142
Схема наблюдения за аккумулятором	144
Схема обнаружения влажности	146
Схема наблюдения за использованием мощности	148
Память	150
Порт последовательной связи	152
Механизм безопасности	154
Привод механизма безопасности	156
Схема контроля безопасности	158
Усилитель тока коленного привода	160
Слышимый сигнальный датчик	162
Схема слышимой сигнализации	164
Вибродатчик	166
Генератор сигнализации вибрацией	168
Аккумулятор	170
Схема защиты аккумулятора	172
Схема зарядки аккумулятора	174
Источники схемного питания	176
Устройства согласования схемной мощности	178

Как упомянуто выше, коленный привод 130 содержит тормозную систему или амортизатор с изменяющимся моментом для изменения амортизации сустава, чтобы управлять движениями выпрямления и сгибания, основываясь на командных сигналах от контроллера 132 колена. Способ, которым схема управления по предпочтительным вариантам выполнения управляет вращением коленного сустава, будет подробнее обсужден ниже.

Коленный привод или тормоз 130 может содержать любой из нескольких обычных тормозов. Они включают в себя без ограничений (1) сухие фрикционные тормоза, в которых поверхность одного материала трется о другую поверхность с изменяемой силой; (2) тормоза с вязким моментом, использующие жидкость, выдавливаемую через сопло изменяемого размера или пластину ограничения потока; (3) магнитореологические (МР) тормоза или амортизаторы, в которых МР жидкость (содержащая мелкие железные частицы, находящиеся в воде в состоянии взвеси) выдавливается через фиксированное сопло или пластину ограничения потока, причем вязкость жидкости меняется в ответ на приложенное магнитное поле. Опционально коленный тормоз 130 может содержать пневматический тормоз, как известно из уровня техники.

В одном предпочтительном варианте выполнения и как более подробно обсуждается ниже, коленный тормоз 130 содержит магнитореологический (МР) тормоз с изменяемым крутящим моментом, который работает в сдвиговом режиме. МР жидкость сдвигается между множеством роторов и статоров для выработки изменяемого и управляемого амортизирующего воздействия, которое точно модулирует (изменяет) вращение коленного сустава.

В одном предпочтительном варианте выполнения протезная коленная система 110 включает в себя искусственную коленную чашечку или стопор распрямления, чтобы ограничить максимальное распрямление колена. Искусственная или протезная коленная чашечка предпочтительно находится ниже коленного привода 130 и механически соединена с коленным приводом 130 и/или корпусом 141.

Усилитель 160 тока коленного привода содержит схему, которая вырабатывает необходимый или желательный ток от аккумулятора 170 в коленный привод 130, чтобы модулировать амортизирующий момент, обеспеченный коленным тормозом 130. Командные сигналы или инструкции от микропроцессора 132 в усилитель 160 тока коленного привода определяют ток, подаваемый на коленный привод 130, и, следовательно, величину вырабатываемого амортизирующего момента.

Встроенный микропроцессор 132, включающий в себя память 150, находится прямо в протезной коленной системе 110. Микропроцессор 132 является основным вычислительным блоком протезной коленной системы 110 и принимает входные электрические сигналы от различных составляющих коленной системы 110, обрабатывает их и вырабатывает выходные электрические сигналы для наблюдения и управления действиями протезного колена 130 и других связанных с ним составляющих, если это необходимо.

Микропроцессор 132 включает в себя схему, которая оцифровывает входящие сигналы и вырабатывает исходящие аналоговые сигналы. Микропроцессор далее включает в себя модули синхронизации и схему контроля за самостоятельным перезапуском. Память 150 содержит внутреннюю или внешнюю энергозависимую и энергонезависимую память.

Микропроцессор предпочтительно содержит 16-разрядный микропроцессор Motorola 68HC12B32. Этот процессор имеет 8-канальную способность аналого-цифрового преобразования, 32 Кбайт флэш-памяти и 768 байт памяти ЭСППЗУ. Внешняя память содержит два стандартных для промышленности модуля памяти ОЗУ 32 Кбайт по 8 разрядов. Серийной флэш-памятью является Atmel AT45D081, она использует интерфейс последовательной связи (ИПС), обеспеченный микропроцессором.

Порт 152 последовательной связи обеспечивает интерфейс между электроникой колена через микропроцессор 132 и внешним диагностическим, регистрирующим данные и программирующим оборудованием. Порт 152 может эффективно содержать любой из числа коммерчески доступных последовательных портов, например RS232, RS485, Ethernet и т.п., как требуется или желательно, уделяя должное внимание целям достижения одной или более выгод и преимуществ, как описано или предложено здесь.

Микропроцессор 132 вместе с другими связанными схемами датчиков, безопасности диагностики и защиты диагностики протезной коленной системы 110 предпочтительно установлены на печатной плате для обеспечения компактной сборки. Печатная плата предпочтительно находится в корпусе 141 и прикреплена к нему напрямую, либо, используя промежуточный кожух или покрытие для защиты печатной платы и составляющих, установлена на ней.

Датчик 134 коленного угла используется для кодирования абсолютного коленного угла. Предпочтительно датчик 134 коленного угла измеряет угол, на который коленный сустав с одной степенью свободы сгибается и выпрямляется. Усилитель 136 коленного угла содержит схему, которая подготавливает сигнал, принятый от датчика 134 коленного угла, и подает его на микропроцессор 132 в целях управления коленом, как обсуждается ниже.

Дифференциатор 138 коленного угла содержит схему, которая дифференцирует сигнал, принятый от датчика 134 коленного угла, для определения скорости вращения или угловой скорости колена, и подает этот сигнал на микропроцессор 132 в целях управления коленом, как обсуждается ниже. Сигнал угловой скорости колена определяет, является ли колено сгибающимся или выпрямляющимся.

Датчик 134 угла предпочтительно установлен на корпусе 141 (фиг.4). Альтернативно, датчик 134 угла может быть установлен на боковой стороне коленного привода 130 или прямо на коленный привод 130, если необходимо или желательно.

В одном предпочтительном варианте выполнения датчик 134 угла содержит воспринимающий угол потенциометр. В другом предпочтительном варианте выполнения датчик 134 угла содержит оптический кодировщик вала. Еще в одном предпочтительном варианте выполнения датчик 134 угла содержит магнитный кодировщик вала. В других предпочтительных вариантах выполнения могут эффективно использоваться альтернативные детекторы коленного угла, как требуется или желательно, уделяя должное внимание целям точной оценки коленного угла, и/или достижения одной или более выгод и преимуществ, как описано или предложено здесь.

Датчики 140 осевого усилия и момента содержат преобразователь, который вырабатывает сигнал, пропорциональный осевому усилию и моменту нижней конечности. В одном предпочтительном варианте выполнения преобразователь содержит передний датчик измерения натяжения и задний датчик измерения натяжения. Для вычисления осевого усилия передний и задний сигналы складываются, а для вычисления момента эти сигналы вычитаются. Усилители 142 осевого усилия и момента согласуют сигналы, принятые от датчиков 140 осевого усилия и момента, и подают их на микропроцессор 132 для целей управления коленом, как будет обсуждено ниже.

Датчики 140 осевого усилия измеряют составляющую усилия, приложенную к коленному протезу 110 от земли или другой поддерживающей поверхности, в направлении практически вдоль или параллельно продольной оси 180 голени (фиг.4) или длинной оси колена. Измерение осевого усилия используется для определения того, находится ли протезная ступня 108 (фиг.4) на земле или оторвалась от земли или другой поддерживающей поверхности. То есть нулевое осевое усилие показывает, что ступни 108 нет на земле, например, в фазе ходьбы, тогда как ненулевое осевое усилие показывает, что ступня 108 находится на земле, например, в фазе стояния.

Датчики 140 момента измеряют составляющие момента, приложенные к коленному протезу 110 в медиальном-продольном направлении 182, как показано на фиг.4. Кроме того, датчики 140 момента определяют, является ли приложенный момент колена моментом сгибания или распрямления. Обычно при ударе пяткой момент сгибания поступает в коленный протез 110, стремясь согнуть коленный сустав, а в конце фазы стояния прикладывается момент выпрямления, стремящийся распрямлять сустав.

Датчики 140 осевого усилия и момента предпочтительно установлены на корпусе 141 (фиг.4). В одном предпочтительном варианте выполнения датчики 140 осевого усилия и момента содержат тензодатчик. В другом предпочтительном варианте выполнения датчики 140 осевого усилия и момента содержат ударный/пружинный механизм кодированного отражения. В других предпочтительных вариантах выполнения могут быть эффективно использованы альтернативные датчики нагрузки и/или момента, как требуется или желательно, уделяя должное внимание целям точной оценки осевой нагрузки и/или приложенного момента, и/или достижения одной или более выгод и преимуществ, как описано или предложено здесь.

В одном предпочтительном варианте выполнения датчики 140 осевого усилия и момента содержат множество тензометров. Предпочтительно используются четыре тензометра, где два тензометра установлены на передней стороне 184 корпуса 141 и два тензометра установлены на задней стороне 186 корпуса 141 для измерения и различения между нагрузкой на пятке ступни 108 и нагрузкой на пальцах ступни 108. Иными словами, измерение натяжения обеспечивает индикацию того, где находится центр тяжести относительно протезной ступни 108 - в переднем положении, по центру или в заднем положении.

Тензометры предпочтительно расположены в конфигурации моста для измерения сопротивления, чтобы вырабатывать электрический сигнал, который меняется пропорционально натяжению изгибающего момента. Специалист поймет, что такая конфигурация в виде моста для измерения сопротивления является стандартной установкой для определения изменения сопротивления в тензометрах.

Схема 144 наблюдения за аккумулятором непрерывно или периодически наблюдает за напряжением, током и температурой аккумулятора в целях безопасности. Данные из схемы 144 наблюдения за аккумулятором непрерывно или периодически подаются на микропроцессор 132, чтобы помочь сдерживать работу колена согласно спецификациям производителя аккумулятора.

Схема 146 обнаружения влажности непрерывно или периодически наблюдает за уровнями влажности в целях безопасности и обнаруживает любую ненормальную влажность на системной печатной плате и/или других связанных системных схемах из-за конденсации, погружения в воду и проч. Данные от схемы 146 обнаружения влажности непрерывно или периодически подаются на микропроцессор 132.

В одном предпочтительном варианте выполнения схема 146 обнаружения влажности содержит гребенчатые медные полосы. В других предпочтительных вариантах выполнения схема обнаружения влажности может эффективно содержать альтернативные устройства обнаружения влажности, как требуется или желательно, уделяя должное внимание целям надежного обнаружения уровней влажности в системной электронике, и/или достижения одной или более выгод и преимуществ, как описано или предложено здесь.

Схема 148 наблюдения за использованием энергии непрерывно или периодически измеряет потребление энергии коленным приводом 130 в целях безопасности. Данные из схемы 148 наблюдения за использованием энергии непрерывно или периодически подаются на микропроцессор. Кроме того, схема 148 наблюдения за использованием энергии или другие независимые схемы могут применяться, если требуется или желательно, для измерения потребления энергии другими электронными составляющими протезной коленной системы 110.