(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
下肢の整形外科用の関節装置を作動する方法であって、該関節装置は、上部（２）と、該上部に喋着されている下部（３）とを有し、前記上部（２）と前記下部（３）との間には、エネルギ変換手段（５）が設けられており、該エネルギ変換手段によって、歩行中に、前記上部（２）と前記下部（３）との間の相対運動からの運動エネルギを変換または蓄積し、かつ、相対運動を支援するために、再度関節に供給してなる方法において、
１つの運動周期内で、運動エネルギを、変換および/または蓄積し、同じ運動周期内で、運動エネルギとして、前記関節装置（１）に、作動下で時間的にずらして供給し、
前記運動エネルギの変換および/または蓄積を、所定の相でのみ、１つの運動周期の間に行なうことを特徴とする方法。
【請求項２】
運動エネルギを、伸展運動中に、変換および/または蓄積し、遊脚相の開始の際に、屈曲の支援のために、つま先離地後に、屈曲速度の維持のために、最大の屈曲角度の達成後に、伸展運動の支援のために、および/または初期の踵接地後の屈曲運動後に、伸展運動の支援のために再度供給することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
運動エネルギを、屈曲運動中に、変換および/または蓄積し、屈曲運動の支援のための遊脚相の開始のためにおよび／またはつま先離地後の屈曲速度の維持のために再度供給することを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
運動エネルギを遊脚相の開始後に変換および/または蓄積し、最大の屈曲角度の達成後に、屈曲運動の支援のために再度供給することを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
運動エネルギを、伸展停止の達成前に変換および/または蓄積し、かつ、屈曲の開始および/または支援のために前記関節装置に再度供給することを特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項に記載の方法。
【請求項６】
遊脚相中に、前記関節装置に運動エネルギを、伸展速度の増大または維持のために供給することを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
運動エネルギを、立脚相中に、踵荷重の際の立脚相での屈曲の初めに、伸展停止の達成前に、および/または前足部荷重の際の立脚相での屈曲の開始の後に、変換および/または蓄積することを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
運動エネルギを、初期の踵接地の際に変換および/または蓄積し、かつ、伸展停止の達成後の、屈曲運動の開始および/または支援のために、再度供給することを請求項７に記載の方法。
【請求項９】
歩行速度の増加につれて、より少ない運動エネルギを前記関節装置に供給することを請求項１ないし８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
前記変換したエネルギを、１つの運動周期で、完全に前記関節装置に再度供給することを特徴とする請求項１ないし９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１１】
前記運動エネルギを電気エネルギにおよび/または位置エネルギに変換することを特徴とする請求項１ないし１０のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１２】
蓄積したエネルギの供給を、相対運動を支援するために作動下で行なうことを特徴とする請求項１ないし１１のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１３】
蓄積したエネルギの供給を、エネルギ蓄積器（５４）に外部からエネルギを供給し、あるいは該エネルギ蓄積器からエネルギを回収することによって、変更することを特徴とする請求項１ないし１２のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１４】
前記エネルギ蓄積器（５４）には、相対運動が十分でないとき、該エネルギ蓄積器（５４）をエネルギで最小レベルに満たすために用いるアクチュエータ（１０）が割り当てられていることを特徴とする請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記エネルギ蓄積器（５４）には、該エネルギ蓄積器（５４）からのエネルギを放出するために用いる解除手段（１４）が割り当てられていることを特徴とする請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記運動エネルギを、少なくとも１つの以下の基準または複数の以下の基準の組み合わせに従って、すなわち、
-前記下部（３）に対する前記上部（２）の角度位置、
-空間内での前記上部（２）および/または前記下部（３）の位置、
-前記上部（２）および/または前記下部（３）の角速度、
-上部（２）と下部（３）の間の相対速度、
-荷重状況、
-前記上部（２）および/または前記下部（３）の加速度、
に従って、供給し、または回収することを特徴とする請求項１ないし１５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１７】
前記運動エネルギを、エネルギ蓄積器（５４）から回収し、または該エネルギ蓄積器に供給することを特徴とする請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
変換するエネルギ量および／または供給されたエネルギ量を変化させるための前記エネルギ変換手段（５）の係合の時点を調整することを特徴とする請求項１ないし１７のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１９】
前記エネルギ変換手段（５）が前記上部（２）と前記下部（３）との間の相対運動に基づいて作動しないときは、アクチュエータ（１０）によってエネルギ蓄積器（５４）にエネルギを満たすことを特徴とする請求項１ないし１８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２０】
前記相対運動にダンパ手段（５０）によって影響を及ぼすことを特徴とする請求項１ないし１９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２１】
上部（２）と、該上部に喋着されている下部（３）と、運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段（５，２４）と、を有する、下肢の整形外科用の関節装置（１）において、
運動エネルギを変換および／または蓄積するための前記手段（５）は、前記上部（２）に対する前記下部（３）の旋回速度に反比例している変換速度および／または蓄積速度を有することを特徴とする整形外科用の関節装置。
【請求項２２】
運動エネルギを発生させるための発生器と、前記下部（３）を駆動するためのモータ（１０）とが設けられていること、および前記発生器には、該発生器を駆動手段と結合させる速度依存型のクラッチが前置されていることを特徴とする請求項２１に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２３】
前記関節装置（１）には、前記上部（２）と前記下部（３）との間の旋回運動を制動する液圧ダンパユニットが設けられており、かつ、圧液は、クラッチを分離するためのアクチュエータとしての前記液圧ダンパユニットに役立つことを特徴とする請求項２１または２２に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２４】
前記クラッチは、速度依存型のスリップクラッチとして形成されていることを特徴とする請求項２３に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２５】
運動エネルギを蓄積する手段は、フライホイール（８）、ばね（５，５４）、アキュムレータまたは蓄圧器として形成されていることを特徴とする請求項２１に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２６】
運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段（５）を、１つの運動周期内で作動または停止させる制御手段が設けられていることを特徴とする請求項２１ないし２５のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２７】
前記関節装置（１）は、股関節、膝関節または足関節として形成されていることを特徴とする請求項２１ないし２６のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２８】
エネルギ蓄積器（５，５４）には、相対運動の支援中に該エネルギ蓄積器（５４）に制御下でエネルギを供給または前記エネルギ蓄積器から回収するアクチュエータ（１０）が割り当てられていることを特徴とする請求項２１ないし２７のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項２９】
前記上部（２）と前記下部（２）との間に、別個のダンパ手段（５０）が設けられていることを特徴とする請求項２１ないし２８のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項３０】
前記別個のダンパ手段（５０）は、調整可能に形成されていることを特徴とする請求項２９に記載の整形外科用の関節装置。
【請求項３１】
変換手段（５）は、係合位置または移動距離をずらすために、前記上部（２）および/または前記下部（３）と調整可能に連結されていることを特徴とする請求項２１ないし３０のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、下肢の整形外科用の関節装置を制御するための方法、および整形外科用の関節装置自体に関する。該関節装置は、上部と、該上部に喋着された下部とを有し、上部と下部との間には、エネルギ変換手段が設けられており、該エネルギ変換手段によって、旋回運動の伸展制動および／または屈曲制動を引き起こし、歩行中に、上部と下部との間の相対運動からの運動エネルギを変換および蓄積し、かつ、相対運動を支援するために、関節に再度供給する。
【背景技術】
【０００２】
下肢の整形外科用の関節装置は、例えば、矯正具または補装具である。特に、自然の膝関節を代替する補装具では、関節装置の性能を運動特性または他の影響に適合させるために、運動周期中に屈曲抵抗および伸展抵抗に積極的に影響を及ぼすことが、有利でありかつ意図されている。
【０００３】
更に、モータ駆動の補装具または矯正具が生じる。補装具または矯正具の駆動モータは、各々の関節装置の屈曲または伸展を実行するために使用される。
【０００４】
特許文献１は、回生制動手段を有する電子制御される人工膝を有する補装具を記載している。所定の状況では、歩行中に存在する運動エネルギを電気エネルギに変換しかつ蓄積する。他の状況では、歩行パターンが支援または完全に制御されることが意図されている。電子制御システムは、補装具の動作を制御し、かつ、発生した電気エネルギを分配するために、設けられている。余剰な電気エネルギを、アキュムレータまたはコンデンサに蓄積し、かつ、適切な時点で、運動支援のために引き出すことができる。エネルギ蓄積手段は、補装具または矯正具では、有効な運動支援を行なうべく、十分に容量を有するためには、大きくて重い。更に、相応に強力な駆動装置による下部への上部の能動移動によって、使用者を、彼にとって最早制御不能な状況にもたらす可能性がある。
【０００５】
特許文献２は、多軸人工関節の形態の整形外科用の補助手段の２つの部分の間の旋回結合装置に関する。該旋回結合装置では、外力の作用下で、関節部材が、長さ可変に形成されている。関節部材の長さの変化は、ばね弾性的に形成されていてもよい。それ故に、外力の減少または低下の直後に、関節部材は、再度、元の長さになる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】WO 2007/025116 A2
【特許文献２】EP 439 028 B1
【発明の概要】
【０００７】
従って、本発明の課題は、使用者を危険にさらすことなく、かつ、使用者が重い関節装置を着用する必要なしに、歩行パターンの改善を達成することを可能にする方法および装置を提供することである。
【０００８】
本発明によれば、上記課題は、主請求項の特徴を有する方法および従属請求項の特徴を有する整形外科用の関節装置によって、解決される。本発明の有利な実施の形態は、各々の従属請求項と、明細書と、図面とに記載されている。
【０００９】
下肢の整形外科用の装置を制御するための、本発明に係わる方法であって、該装置では、関節装置は、上部と、該上部に喋着された下部とを有し、上部と下部との間には、エネルギ変換手段が設けられており、該エネルギ変換手段によって、歩行中に、上部と下部との間の相対運動からの運動エネルギを変換または蓄積し、かつ、相対運動を支援するために、関節に再度供給してなる方法は、１つの運動周期内で、運動エネルギを変換および/または蓄積し、同じ運動周期内で、運動エネルギとして、関節装置に、制御下で時間的にずらして再度供給することを意図する。下肢の整形外科用の関節装置の典型的な運動周期では、従って、典型的な歩行周期では、過剰なエネルギを変換する必要がある相があり、しかしまた、エネルギによる支援が有意義である相もある。従って、関節装置の構成要素を制動するために蓄積または変換および蓄積される過剰なエネルギを、同じ歩行周期で、蓄積または変換および蓄積と、運動エネルギとして新たに供給することの間には、時間のずれが存在し、従って、回収が蓄積に直接続かないことが意図されている。変換したかまたは蓄積したエネルギを同じ運動周期で供給することによって、大きなアキュムレータまたはコンデンサは不要である。何故ならば、比較的少ないエネルギ量しか存在しないからである。これによって、重量を節約し、関節装置を軽量に保つことができる。運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段は、ダンパ手段の部分として形成されていてもよく、エネルギを変換または蓄積するとき、伸展制動の一部および／または旋回運動の屈曲制動を引き起こすことができる。この手段は、液圧式ダンパおよび／または空気圧式ダンパとして形成されていてもよい。同様に、実施の形態は発生器として設けられていてもよい。前記複数の手段同士の組み合わせも可能である。運動エネルギを変換および/または蓄積するための手段は、従来のダンパ手段のほかに設けられていてもよい。他の制動構成要素、通常は、空気圧式または液圧式のダンパが、維持され続けてもよい。しかしながら、追加的に、蓄力器、あるいはモータとして切換可能に作動され得る発生器が設けられている。その目的は、運動中に（innerhalb der Bewegung）適切な位置で運動エネルギをシステムから回収し、あるいはシステムに供給するためである。液圧式または空気圧式の制動システムがエネルギの大部分を消費するという事実に基づいて、運動を支援するためのシステムを、小型かつ軽量に保つことができる。エネルギ変換および回収の時点を、制御手段によって決定する。
【００１０】
本発明の実施の形態は、運動エネルギを伸展運動中に変換および／または蓄積することを意図する。運動エネルギの新たな供給を、遊脚相の開始の際に、遊脚相での屈曲を支援するために行なうことができる。同様に、歩行中のつま先離地（「トゥオフ」）後に、屈曲速度を維持するために、運動エネルギを再度供給することができる。実際また、例えば反転によってまたは速度センサによって決定することができる最大の屈曲角の達成後に、伸展運動の支援のために、エネルギを供給することが意図されている。実際また、初期の踵接地後の屈曲運動後に、すなわち立脚相における屈曲後に、伸展運動の支援のために、運動エネルギを新たに供給することができる。基本的には、供給を、歩行運動の１つの相でのみ行なうことが可能である。この代わりに、歩行運動の複数のまたはすべての前記の相また時点で、運動エネルギの供給を行なうこともできる。
【００１１】
更に、運動エネルギを、屈曲運動中に、変換および/または蓄積し、屈曲運動の支援のための遊脚相の開始のためにおよび／またはつま先離地後の屈曲速度の維持のために再度供給することが意図されていてもよい。従って、運動エネルギを遊脚相の開始後に変換および/または蓄積し、最大の屈曲角度の達成後にはじめて、屈曲運動の支援のために再度供給することが意図されていてもよい。最大屈曲速度の達成を、速度センサまたは加速度センサによって決定することができる。
【００１２】
通常は、伸展運動を、最大伸展達成前に制動する。その目的は、伸展停止への緩和されない突入の際に存在する運動量（implus）を低減するためである。この運動エネルギを、変換および/または蓄積し、屈曲の開始および／または支援のために関節装置に再度供給することができる。関節装置の遊脚相の最中に、運動エネルギを、伸展速度の増加または維持のために供給する。その目的は、下部の前方への運びを容易にしかつ支援するためである。
【００１３】
更に、運動エネルギを、立脚相中に、踵荷重の際の立脚相での屈曲の初めに、伸展停止の達成前に、および/または前足部荷重の際の立脚相での屈曲の開始の後に、変換および/または蓄積することが意図されている。特には、運動エネルギを、初期の踵接地の際に変換および/または蓄積し、かつ、伸展停止の達成後の屈曲運動の開始および/または支援のために再度供給することができる。
【００１４】
歩行速度の増加につれて、システム自体を強化するためでなく、従って、整形外科用の関節装置の使用者を、ますます速く歩かせるために、より少ない運動エネルギを関節に供給することが意図されていてもよい。
【００１５】
例えば、蓄力器、例えば、ばね、あるいは液圧式または空気圧式の蓄圧器へのエネルギの供給によって、運動エネルギを電気エネルギに変換および中間的に蓄積し、あるいは、位置エネルギに変換および中間的に蓄積することができる。
【００１６】
更に、変換したエネルギを１つの運動周期で完全に関節装置に再度供給するのは、変換したエネルギを、運動周期を越えて蓄積しないためであることが意図されている。このことによって、１つの運動周期中に存在しかつ変換したエネルギを、運動エネルギとしてシステムに再度供給することができることが保証される。このことを行なうことができるのは、運動周期の特徴的な変数の、検出されたリターンに従って、そのときまで蓄積したエネルギを消費し、あるいは、エネルギ量を連続的に最後の運動周期まで制御することによって、である。
【００１７】
更に、運動エネルギの蓄積および/または変換を、所定の相でのみ、１つの運動周期の間に行なうこと、従って、エネルギ変換手段が、動きからの運動エネルギの一部を変換し、蓄積し、あるいは運動エネルギとして、関節装置に再度供給するために、常に作動していないことが意図されていてもよい。この目的のために、変換、蓄積または回収が常に生じる所定の運動相を、例えば、機械的または電気的な制御手段によって決定するか、あるいは、変換、蓄積または回収が生じる時点および期間を、各々の運動周期または所定のまたは計算された数の運動周期に関するパラメータによる動きの分析に基づいて決定する。このことを、例えば、電子的制御手段によって行なうことができる。
【００１８】
下部に対する上部の旋回中に相対運動からの機械的仕事を変換し、少なくとも１つのエネルギ蓄積器に蓄積し、かつ、相対運動を支援すべく、時間的にずれて関節装置に再度供給する本発明に係わる方法の実施の形態は、蓄積したエネルギを再変換し、相対運動の支援のためにおよび支援中に機械的仕事の供給を制御下で行なうことを意図する。エネルギ蓄積器、例えばばねからのエネルギを放出する際に、従来の技術によれば、蓄積したエネルギを、関節装置に、すなわち、上部と、下部と、ヒンジ式軸受とからなるシステムに急激に供給する。その目的は、非常に短い期間に亘って、多くのエネルギ量を導入するためである。蓄積したエネルギを制御下でシステムに再度供給し、かつ、長時間に亘って運動を支援するためには、上部の下部への移動の支援のために機械的仕事に変換し、それ故に、補装具または矯正具の、自然な動きに近い動きを行なうことができることが意図されている。従来の技術によれば、変更された歩行パターンへの、速度へのまたは種々の患者への適合を、極めて複雑にしか実行することができない。すなわち、特別に適合されたばねを使用するのである。このことは、日常の使用のためには、実際的でない。これに対し、本発明によれば、システムへのエネルギ放出を制御する。それ故に、歩行パターンに所望のように影響を与えることができるように、比較的長い時間に亘って、必要なエネルギ量を供給することができる。
【００１９】
機械的仕事の供給を変化させることができるのは、エネルギ蓄積器に外部からエネルギを供給し、あるいは該エネルギ蓄積器からエネルギを回収することによって、である。エネルギ蓄積器がばねであるときは、エネルギの供給を、ばねを再緊張させることによって行なうことができる。エネルギ量の回収または減少を、例えばばね当接部の移動によってばねを弛緩することによって、行なうことができる。エネルギ蓄積器が、電気エネルギ蓄積器、例えば、コンデンサ、バッテリまたはアキュムレータとして形成されているとき、発生器の起動または第２のエネルギ蓄積器からの導入によりエネルギ量の変化を行なうことができ、コンシューマの、エネルギ蓄積器への接続または電気エネルギ用の第２の蓄積器への再変換によるエネルギ量の減少を行なうことができる。
【００２０】
本発明の実施の形態は、エネルギ蓄積器には、相対運動が十分でないとき、該エネルギ蓄積器をエネルギで最小レベルに満たしまたはもたらすために用いるアクチュエータが割り当てられていることを意図する。動きによって使用可能なエネルギが、万が一、次の歩行または動きの経過のためにエネルギ蓄積器に十分なエネルギを供給するために十分でなくて、最小量が、患者の歩行速度、歩行状況および個々の所与条件に依存しているときは、本発明によれば、歩行中におよび、相対運動の支援のためのエネルギの回収前に、例えば、ばねの緊張によって、または、電気的エネルギ蓄積器にエネルギを供給する発生器を駆動することによって、エネルギ蓄積器にエネルギを所定のレベルに充填することが意図される。
【００２１】
運動支援の時点を正確に決定することができるために、本発明によれば、エネルギ蓄積器には、エネルギを該エネルギ蓄積器から部分的または完全に放出するために用いる解除手段が割り当てられていることが意図される。該解除手段はエネルギ解放の時点を決定する。エネルギ放出の期間および過程を、完全なエネルギ放出の際には、解除手段によってではなく、エネルギ蓄積器の中の変化によって、従って、エネルギの回収または供給によって制御する。部分的な放出では、放出したエネルギ量の減少を行なう。それ故に、運動支援の初期レベルを調整することができる。部分的な放出によって、例えば、歩行速度、患者または歩行状況へ適合を行なうことができる。支援への細かい影響を、エネルギ蓄積器の中の変化によって及ぼす。
【００２２】
エネルギを、少なくとも１つの以下の基準または複数の以下の基準の組み合わせに従って、すなわち、下部に対する上部の角度位置、空間内での上部および/または下部の位置、上部および/または下部の角速度、上部と下部の間の相対速度、荷重状況および/または上部および/または下部の加速度に従って、供給することができる。このことによって、動きのできる限り正確な時間的および量的な支援を行なうことが可能である。上部および下部相互のまたは空間内での角度位置を、角度センサまたは慣性センサによって決定し、上部および下部相互のまたは空間内での速度を、加速度センサによって、または角度センサと加速度センサの組み合わせによって決定する。これらのセンサによって、エネルギの放出の時点のみならず、各々の歩行状況、歩行速度、ならびに各々の構成要素の相互のまたは空間での現在の位置をも決定する。このことによって、エネルギ供給の量および過程を、運動の支援のために決定しかつ制御することが可能になる。
【００２３】
本発明の実施の形態は、動きの厳密な制御を実行するために、エネルギを、少なくとも１つの以下の基準または複数の上記の基準に従って、エネルギ蓄積器に供給あるいはエネルギを回収することを意図する。
【００２４】
変換される運動エネルギおよび／または供給されるエネルギ量を変化させるための変換手段の係合の時点を、調整することができる。それ故に、例えば、患者の歩行速度、歩行状況または個々のパラメータに従って、蓄積されるエネルギ量がどのくらい大きいか、あるいは、放出されるエネルギ量がどのくらい大きくなければならないかを調整することができる。望ましい大きなエネルギ量の場合に意図されていることは、変換の際にできる限り早い係合が生じることである。それ故に、例えば、発生器が非常に早くにかつ非常に長く駆動され、あるいは、ばねが非常に幅広く予備緊張される。その目的は、機械的仕事を、歩行の最中に、例えば、立脚相での屈曲における踵接地の際に、最大限、ばねの位置エネルギに、アキュムレータまたはコンデンサの電気エネルギに変換するためである。逆変換の際に係合の時点を、例えば、停止または角度依存型の放出手段を移動することによって、調整するとき、エネルギを、歩行の遅い時点で導入する。このことによって、歩行パターンの変化が達成される。エネルギ蓄積器にエネルギをアクチュエータによって供給することができるのは、変換手段が、上部と下部の間の相対運動に基づいて作動しないときである。それ故に、アクチュエータは相対運動に抗して作動する必要がない。更に、アクチュエータによるエネルギ蓄積器へのエネルギの供給を、関節装置からの機械的仕事が変換されてなる相へ時間的に組み込むことは、長時間に亘ってエネルギを蓄積することができるという利点を有する。このことは、アクチュエータが、長期に亘って所望の量を提供することができるように、相応に小型であり得ることをもたらす。例えば、ばねを、アクチュエータとしてのモータによって緊張させるとき、比較的長い時間に亘ってばねを緊張させることができるように、アクチュエータを小型に設計し、かつ、伝動装置によってばねと結合することができる。同じことは、電気エネルギの変換および蓄積にも当てはまる。
【００２５】
本発明の実施の形態は、エネルギ蓄積器への影響に加えて、ダンパ手段によって相対運動に影響を及ぼすのは、エネルギ蓄積器によってのみ制御を行なう必要がないためであることを意図する。このことは、歩行パターンへの影響の際に、変化の大きな可能性が存することに行きつく。更に、最大負荷を、追加のダンパ手段によってより容易に受け止めることができる。
【００２６】
上部と、該上部に喋着されている下部と、運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段と、を有する、下肢の整形外科用の関節装置は、蓄積手段は、上部に対する下部の旋回速度に反比例している変換速度および／または蓄積速度を有することを意図する。このことによって、実際に増加し変換される運動エネルギにも拘わらず、自己強化（Selbstverstaerkung）を行なわないことが保証される。それ故に、関節装置のシステムが安定的のままである。
【００２７】
電気エネルギを発生させるための発生器と、下部を駆動するためのモータとが設けられていてもよい。発生器には、該発生器を駆動手段と結合させる速度依存型のクラッチが前置されている。移動速度が高いほど、クラッチを介して伝達される出力が低くなる。それ故に、旋回速度に対するエネルギ発生の逆比例関係を、クラッチによって実現する。
【００２８】
関節装置には、上部と下部との間の旋回運動を制動する液圧ダンパユニットが設けられていてもよい。圧液は、クラッチを分離するためのアクチュエータとしての液圧ダンパユニットに役立つ。クラッチは、速度依存型のスリップクラッチとして形成されていてもよい。
【００２９】
運動エネルギのための蓄積手段としては、フライホイールまたは蓄圧器が設けられていてもよい。関節装置が、補装具または矯正具の股関節、膝関節または足関節として形成されていることは好ましい。エネルギ蓄積器は、ばねまたはアキュムレータとして形成されていてもよい。アキュムレータとはコンデンサまたは充電可能なバッテリを意味する。
【００３０】
整形外科用の関節装置の実施の形態は、エネルギ蓄積器には、相対運動の支援中に該エネルギ蓄積器に制御下でエネルギを供給またはエネルギ蓄積器から回収するアクチュエータが割り当てられていることを意図する。アクチュエータによる制御下でのエネルギの供給によって、またはアクチュエータにより制御下でエネルギをエネルギ蓄積器から回収することによって、セミアクティブな関節手段では、特に、セミアクティブな人工膝関節では、歩行パターンへの特に簡単なかつ信頼性のある影響が可能である。変換手段は、ばねまたは発生器として形成されていてもよい。その目的は、上部と下部の間の相対運動の際に発生する機械的仕事を、ばねに位置エネルギの形で、あるいは、電気的蓄積手段に、電気エネルギの形で蓄積するためである。
【００３１】
別個のダンパ手段が、上部と下部との間に設けられていてもよい。その目的は、エネルギ蓄積器による支援の際に相対運動をより良く制御することができるためである。エネルギ蓄積器への影響を別個のダンパ手段と重ねることによって、歩行パターンへ正確なかつ信頼性のある影響を及ぼすことができる。ダンパ手段は、調整可能に形成されていてもよい。その目的は、例えば、上部および／または下部の関節角度、歩行速度、角速度または絶対角度に関し、センサデータに従って、適切な制動をもたらすためである。制動の減少または増加を達成するために、制動手段をアクチュエータによって調整することができる。
【００３２】
変換手段は、係合位置または移動距離をずらすために、上部および／または下部と調整可能に連結されていてよい。このことによって、エネルギ量のみならず、エネルギ供給の時点にも所望通りに影響を及ぼすことが可能である。
【００３３】
上記の方法および上記の装置によって、必要なエネルギを運動過程の最中に、適切な位置にかつ最小量で関節装置に供給することは可能である。整形外科用の装置の使用者は、更に、運動エネルギの最大部分を、例えば、残りの断端を介して導入する。しかしながら、関節装置の使用者が自らの筋肉を介して必要なエネルギを導入することができない２点での、エネルギ供給は、必要であり、かつ少なくとも有利である。その理由は、例えば、質量慣性の故に、非常に高い加速度が必要だからである。例えば、地面から離れた過旋回（Ueberschwingen）の際の、遊脚相での支援は、意味がある。このことによって、下部が歩行の際に地面上を引きずることを回避する。適切なエネルギ供給によって、膝角度を増加させることができる。その目的は、より多い地上高を実現するためである。階段の交互上がりでは、追加の伸展トルクが、使用者に、階段の残りを自力で克服することを可能とする。
【００３４】
常に最低限必要なエネルギだけを運動エネルギとしてシステムに供給するという事実に基づき、使用者は、整形外科用の装置の制御を常に保持する。常に供給されるエネルギは、使用者を危機的な状況に陥らせるためには、十分でないだろう。更に、筋肉の損傷の発生を回避する。何故ならば、使用者は、更に、運動エネルギ自体を費やさねばならないからである。微調整のみを、方法および装置によって行なう。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】歩行周期中の膝角度曲線を示す。
【図２】歩行周期に亘っての膝角速度曲線を示す。
【図３】歩行周期中の膝関節の可能なエネルギ摂取および放出の相を示す。
【図４】屈曲支援のためのエネルギ蓄積手段を有する関節装置の略図を示す。
【図５】伸展支援のための手段を有する関節装置を示す。
【図６】湾曲経路に取り付けられたばねを有する関節装置を示す。
【図７】エネルギ蓄積器としてのフライホイールを有する関節装置を示す。
【図８】伸展制御方法を有する関節装置の変形例を示す。
【図９】２つのばねを有する関節装置を示す。
【図１０】エネルギ蓄積器としての弾性的な腱部材を有する関節装置を示す。
【図１１】移動可能なばね接続手段を有する、図１の変形例を示す。
【図１２】下部に設けられたばねを有する変形例を示す。
【図１３】間に挟まれたアクチュエータを有する、図３の変形例を示す。
【図１４】エネルギ蓄積器としての撚り糸を有する変形例を示す。
【図１５】異なった歩行速度における駆動トルク曲線の図を示す。
【図１６】異なった歩行速度において関節角度を横軸に取った種々の移動距離の図を示す。
【図１７】関節角度αを横軸に取ったレバーアームの推移の図を示す。
【図１８】膝角度を横軸に取ったダンパの屈曲制動調整状態の図を示す。
【発明を実施するための形態】
【００３６】
以下、添付した図面を参照して本発明の実施の形態を詳述する。図１には、膝角度αの経時的な推移の略図が示されている。描写は、踵の接地から始まって同じ脚の踵の新たな接地までの歩行周期を含む。伸展した膝関節による、すなわち、１８０°の膝角度αの際の、最初の踵接地の後に、膝関節は、立脚相で、まずわずかに内側に曲がる。このことを、立脚相における屈曲と呼ぶ。足が完全に地面(床)に接地するや否や、１８０°の膝角度αが調整されるように、膝関節を伸展する。立脚相の終わり頃の屈曲運動の最中に、膝角度αは減少する。縦の点線は、立脚相の終わり、従ってまた、つま先が地面を離れる時点を表わす。この時点を、「トゥオフ」と呼ぶ。後続の遊脚相では、下部が更に後方に振り出され、１２０°の最少膝角度αまで上部に対して回動する。続いて、逆転が生じる。下肢は義足足部で前方へもたらされ、１８０°の膝角度αにある伸展停止まで振り出される。この伸展した位置で、通常は、踵接地を行なう。
【００３７】
図２では、角速度αの略図に膝角速度ｖが重ねられている。ここでは、膝角度の推移は、図１に説明された推移に対応する。立脚相における初期の屈曲中に、膝角速度ｖは、短時間で増加する。伸展がなされる相の間に、すなわち、１８０°の膝角度αでは、膝角度は変化しておらず、同様に、膝角速度ｖは毎秒０°で一定のままである。立脚相の終わりにおける膝関節の内側屈曲は、「トゥオフ」の際には、最大限まで膝角速度ｖの増加をもたらす。下部の、後方への更なる揺動は、速度が遅くなるにつれて生じ、最小の膝角度αの際に反転が始まり、かつ下部は伸展運動を行なう。これに対応して、膝角速度は、伸展制動が始まる時点まで、ゼロ線より下で推移する。その目的は、下部を制動なしには伸展停止に揺動させないためである。これに対応して、膝角速度ｖは、下部が伸展停止に達してから、膝角度αが再度１８０°になるまで、低減する。そのとき、膝角速度ｖは０である。
【００３８】
大きな膝屈曲の範囲にできる限り迅速に達するために、例えば、脚の振り切り（Durchschwingen）を容易にするために、歩行周期の所定の段階で膝角速度を増加させることが可能でありかつ必要である。このとき、下腿が迅速に十分に前方へもたらされるように、伸展支援措置が存在するときは、最大限の膝屈曲が同じであってもよいし、増加されてもよい。図３には、歩行周期中の時間の経過につれての膝角度αが再度示されている。この図では、下部と上部の間の相対運動からの運動エネルギを変換または蓄積することができてなる領域が際立たされている。これらの領域には、参照符号ｏが付されている。更に、参照符号ｉを有する領域も際立たされている。該領域では、伸展または屈曲を支援するために、蓄積したエネルギをシステムに再度供給することが有利であり得る。立脚相における初期の屈曲中に、運動エネルギを吸収することができる。その目的は、例えばその直後の伸展期で、運動エネルギを再度供給するためである。同様に、吸収されたエネルギを屈曲期に、しかしまた伸展期の終わりで中間的に蓄積し、かつ更なるエネルギ吸収期中にはじめて、再度供給することが可能である。その目的は、その都度所望の効果を達成すべく、下部を、例えば、エネルギの新たな供給のない場合より迅速に屈曲または伸展するためである。変換または蓄積したエネルギを、予め定められた相ｉの間の同じ運動周期内で、制御下で時間的にずらして供給する。エネルギを変換および／または蓄積するために、制動期を使用し、かつ、該エネルギを再度制御下で時間的にずらして供給するためには、加速期を使用することは好ましい。制御を電子的に行なうことは好ましいが、基本的には、機械的な制御も可能である。  
供給期iとしては、特に、最初の踵接地後の伸展運動、遊脚相を開始するための内側屈曲の支援、「トゥオフ」後の屈曲速度の維持ならびに最大限の屈曲角度の達成後の屈曲運動の支援がある。
【００３９】
図４には、整形外科用の関節装置１の例が略示されている。整形外科用の関節装置１は、上部２および下部３を有する。下部３は、旋回軸４を中心として回転自在に上部２に取り付けられている。屈曲は、矢印方向に生じる。エネルギ変換手段５が、展伸側に設けられている。エネルギ変換手段５は、液圧シリンダ５１を有する。液圧シリンダには、ピストン５２がピストンロッド５３に設けられている。ピストン５２によって、２つのチャンバ５５，５６の液圧が互いに分離される。下方のチャンバ５５には、圧縮ばねが設けられている。２つのチャンバ５５，５６は、液圧導管５７を介して互いに連通している。液圧導管５７には、制御可能な弁５８が設けられている。この弁によって、上方のチャンバ５６から下方チャンバ５５への流速を制御することができる。ピストンロッド５３の上端には、のこぎり状に傾斜した形状結合要素（Formschlusselement）５３１が設けられている。該形状結合要素は、旋回可能に取り付けられたラック５９と噛みあっており、該ラックは、同様に、のこぎり状の歯部を有する。該歯部は、形状結合要素５３１の歯部に対応して形成されている。上部に対して下部３が伸展運動をする際には、ピストン５２を押し込む。屈曲の支援を開始するために、弁５８を、弁５８が関節装置よりも迅速なピストン運動を可能にするほどに広く開く。ばね５４を緊張するために、ピストンロッド５３を下方へ押圧する。このことは、上部に対する下部３の伸展運動の最中に生じる。下部３が上部２に相対して屈曲するとき、ラック５９の歯は、自らの方向に基づいて、形状結合要素５３１の傾斜に沿って摺動する。下部３の伸展の際には、ばね５４を圧縮する。何故ならば、実質的に水平な接触面によって、ラック５９が摺動して外れることはないからである。例えば、遊脚相の開始の際に、従って、下部３が比較的強く屈曲する際に、屈曲を支援するために、形状結合要素５３１は、比較的かなり下方でラック５９に噛みあっており、矢印方向における下部３の運動を支援する。屈曲を支援するために、弁５８を、決定された関節角度位置に応じて機械的または電気的に制御し、あるいは、関節角速度に応じて機械的または電気的に制御する。弁５８が開かれるとき、ばね５４は弛緩することができる。何故ならば、圧液が、上方のピストンチャンバ５６から液圧導管５７を通って下方のチャンバ５５へ流れることができるからである。
【００４０】
図５には、動作方向が図４に示した実施の形態に比較して逆であってなる関節装置が示されている。ばね５４は、ピストンロッド５３の周りに設けられている。形状結合要素５３１は、ラック５９に形成された歯部の配列と同様に、伸展の支援があるように、反対方向に向いている。ピストン５２は、屈曲の際に引き出され、弁５８が、ばね５４を支援するピストン運動を可能にするとき、伸展支援の作用をする。このことを、特に、屈曲運動を伸展運動に逆転する際に、行なうことができる。伸展運動の支援を制御するために、ラック５９またはラチェットは機械的に外され、あるいは、弁 ５８を制動するように係合することができる。
【００４１】
図６には、本発明の更なる変形例が示されている。この変形例では、関節の屈曲の際に、ばね６をカム軌道７によって圧縮する。その目的は、更なる屈曲の際に、エネルギを再度放出するためである。かくして、運動エネルギを、屈曲運動中に、例えば踵荷重中に蓄積し、かつ、屈曲運動を支援すべく遊脚相を開始するために、および／または「トゥオフ」後に屈曲速度を維持するために、再度関節装置１に供給することができる。伸展運動の際に、ばね６は、カム軌道７におけるガイドに基づき、作用していない。
【００４２】
関節装置１の更なる変形例は、図７に示されている。ここでは、運動エネルギを変換しかつ蓄積するための手段として、上部２に対して下部３を屈曲する際に加速されるフライホイール８が設けられている。屈曲速度を減じる際に、フライホイール８は回転エネルギを再度放出する。その目的は、最大限の屈曲速度の達成後に、すなわち、「トゥオフ」後に、または伸展期での振り抜きの後に、各々の運動を支援すべく、エネルギを関節装置１に供給するためである。
【００４３】
図８には、運動エネルギを変換しかつ蓄積するための手段５が、図４に描写されるように、構成されている。しかしながら、ピストンロッド５３の上端の形状結合要素５３１と、ラック５９とがない。このような装置によって、伸展制御方法を操作すること、特に、伸展停止を調整することが可能である。関節装置を完全に伸展するときは、ピストン５２を下方のチャンバ５５に最大限移動させる。圧縮ばね５４は最大限に緊張されている。屈曲支援のために、かくして蓄積されたエネルギを、弁５８を開くとき、解除することができる。その目的は、立脚相の終わりに屈曲を開始するために、支援を行なうためである。その際、ピストンロッド５３がますます繰り出されるにつれて、伸展制御が作用する膝角度αは一層大きくなる。何故ならば、ピストンロッド５３の上端、またはピストンロッドに関連した構成要素が、早期に、上部２の当接面に接触するからである。
【００４４】
図９には、本発明の更なる変形例が示される。エネルギ変換手段５は、図４に示した実施の形態に加えて、第２のラック５９３および第２の形状結合要素５３３を備える。第２のラック５９３は、下部３に旋回可能に設けられており、第２の形状結合要素５３３は、下方のピストンチャンバ５５のばね５４に作用する。ピストンロッド５３を有するピストン５２を、伸展の際に、ピストンロッド５９によって押し込む。ばね５４は、運動エネルギを、位置エネルギとして蓄積する。意図された支援に従って、ピストンロッド側のばね６４１か、またはピストンロッドから離隔したばね５４を圧縮する。
【００４５】
エネルギ変換手段５には、速度依存型のクラッチが割り当てられていてもよい。該クラッチは、膝角速度ｖが高められた際、複数の力伝達要素の間の摩擦の低減を提供する。それ故に、変換速度または蓄積速度が、上部２に対する下部３の旋回速度に対し反比例している。
【００４６】
図１０は、上部２を有する人工膝関節の形態の、整形外科用の関節装置を示す。上部には、大腿部の断端を収容するための大腿部ステム２０が設けられている。上部２より遠位に、下部３が喋着されている。それ故に、上部２を下部３に対して旋回することができる。上部２の後方には、アーム２１が形成されている。該アームには、一方では、圧液式または空気圧式のダンパの形態のダンパ手段５０と、他方では、弾性的な腱部材（Sehne）の形態のエネルギ蓄積器５４とが設けられている。弾性的な腱部材は、伝動装置１１を介して、電動モータの形態のアクチュエータ１０に接続されている。電動モータは、下部３に取り付けられた下腿パイプに設けられている。弾性的な腱部材の形態のエネルギ蓄積器５は、伝動装置１１およびアーム１２に取り付けられている。モータ１０が作動されるとき、モータは、伝動装置１１を介して、アーム１２に作用し、かつ、弾性的な腱部材５４を緊張または弛緩させることができる。つまりは、弾性的な腱部材を巻き上げまたは巻き出す（auf-oder abrollen）ために、アーム１２を遠位方向または近位方向に移動させ、あるいは、一方の方向または他方の方向に回転させるのである。従って、アーム１２は、エネルギ蓄積器５の可動な支持点を形成する。このことによって、下部３の伸展運動の際に、弾性的な腱部材５４の緊張過程の開始を調整することが可能である。アーム１２によって、可動な弾性的な伸展停止を実現することができる。該伸展停止をアクチュエータ１０によって調整する。下部３の伸展運動によって、ばねとして形成されたエネルギ蓄積器５４を緊張し、エネルギ蓄積器は、下部３の運動エネルギの一部を吸収する。このことを、例えば、遊脚相の終わりに、または踵接地後におよび立脚相における屈曲後に行なうことができる。立脚相における屈曲の枠内で、ばね５４を緊張し、立脚相中に、更なる緊張状態で維持する。
【００４７】
立脚終期では、遊脚相の開始を支援するために、蓄積したエネルギを再度放出することができる。弾性的な腱部材５４は縮み、かつ、位置エネルギを機械的仕事に変換する。その目的は、下部３の屈曲を支援するためである。より多くのエネルギをエネルギ蓄積器５４に蓄積することが意図されるとき、アクチュエータ１０は、アーム１２を遠位に移動し、あるいは巻き上げ方向に回転させることによって、弾性的な腱部材５４を予め緊張させる。より少ないエネルギを蓄積することが意図されるとき、アーム１２を近位に移動し、あるいは腱部材を巻き出す。図示した実施の形態では、エネルギ蓄積器５４は、同時に、相対運動からの機械的仕事が位置エネルギに変換されてなる変換手段５である。
【００４８】
変換手段５および／またはエネルギ蓄積器５４に加えて、液圧式または空気圧式のダンパの形態の別個のダンパ５０が設けられている。該ダンパは、調節可能に形成されている。その目的は、ダンパ手段５０によって、歩行中に、屈曲方向および伸展方向において、制動に影響を与えることができるためである。
【００４９】
遊脚相の開始の際に制御された支援をするために、より良くエネルギ放出を制御することができるように、アクチュエータ１０と、伝道装置１１と、アーム１２の移動または回転とによって、弾性的な腱部材５４の予備緊張を変化させることが意図される。ばねのみが蓄力器として力の余りに大きくかつ余りに迅速な導入を引き起こすことが明らかになった。このことを、患者は、不快と感じることがある。エネルギ導入の持続時間およびエネルギ量および出力を制御することができるためには、下部３に対する上部２の角度位置と、上部２および/または下部３相互のまたは空間内での角度位置と、角速度と、あるいは歩行速度とに従って、エネルギ蓄積器５４における操作を行なう。その目的は、出力を制限し、更に、エネルギ放出の時間的経過を制御するためである。ばね５４の弛緩によって、より少ないエネルギを関節装置１に導入することが可能である。ばね５４の再緊張によって、再緊張なしに可能であるより長い時間を越えて、および再緊張しない場合の角度より大きい屈曲角度を越えて屈曲の支援を維持することが可能である。その目的は、所望の調和的な歩行を達成するためである。
【００５０】
本発明の変形例は図１１に示されている。この変形例では、ばね５４の、実質的にその長手方向延在における、弛緩または緊張の代わりに、遠位の支持点における移動がなされる。上方の取付点は、移動可能なばね接続手段２５の中で案内されている。該ばね接続手段は、アクチュエータ１０によって、二重矢印の方向に往復移動可能である。連結点および運動方向に従って、弾性的な腱部材５４を緊張または弛緩させる。図１０および図１１では、伸展運動からのエネルギを、弾性的な腱部材５４に蓄積する。伸展運動の終了後に、モータ１０が続いて腱部材５４を再緊張することができるのは、予期された加えられるエネルギが、伸展開始の際に所望の支援を引き起こすために、十分でないときである。再緊張を行なうことが有利であるのは、関節装置１が、完全に伸展された状態にあって、事前緊張運動にできる限りわずかに抵抗すればよいときである。弾性的な腱部材５４の事前緊張または近位の支持点の調整によって、伸展角度を上回ればエネルギ変換手段５が作動するような伸展角度を調節することが可能である。このことによって、エネルギ蓄積器５にどのくらいエネルギを蓄積すべきかが、更に調整される。
【００５１】
図１２には、関節装置１の変形例が示されている。この変形例では、ばね５４の形態をとる変換手段５が下腿パイプに設けられている。アクチュエータ１０は、ばね５と接続されており、かつ、ばねを圧縮ばねまたはコイルばねとして構成することに応じて、該ばねを圧縮するか巻き上げる（aufwickeln）ことができる。ばね５は、プッシュロッド１１を介して、ストッパ１６に連結されている。該ストッパは、上部２に取り付けられている。ばね１０を作動させることによって、ばね５の足点を変化させることができる。このことによって、プッシュロッド１１を介して、ばね５がいつストッパ１６と接触するかが、調整される。プッシュロッド１１が早くストッパ１６と接触するほど、ばね５の調整距離および圧縮が一層大きくなる。それ故に、これに応じて、より大きなエネルギをばね５に蓄積する。従って、逆変換の際に、より多くのエネルギをばねからプッシュロッド１１を介してストッパ１６に伝達する。それ故に、屈曲の増大した支援を達成することができる。エネルギの放出に影響を与えるために、運動の支援の際には、ばね５を緊張するか、または弛緩する。
【００５２】
変形例が図１３に示されている。この図は、実質的に図１２に対応するが、しかしながら、アクチュエータ１０は、必要な場合には、スピンドルドライブおよびフリーホイールを同じ方向に向けたまま、ばね５とプッシュロッド１１との間に設けられている。それ故に、ばね５の足点は、固定されたままであるが、ばね５は、モータ１０によって事前に緊張される。屈曲の支援を開始するとき、モータ１０も共に回転しなければならない。その目的は、エネルギを放出するためであり、プッシュロッド１およびストッパ１６を介して関節装置にエネルギを伝達するためである。このことによって、エネルギ放出に対する特に良好な制御が達成される。同様に、エネルギ放出を停止することも可能である。このことは、状況が誤判定されたときに、有用であり得る。
【００５３】
図１４には、撚り糸が、エネルギ蓄積器５４および変換手段５として示されている。この図では、糸をねじることによって、短縮が達成される。ねじれを増減させることによって、接触点を越えると撚り糸が張力を引き起こすような接触点を調整することができる。モータ１０と撚り糸５４の間には、アキシャルデクラッチ１３が設けられている。
【００５４】
エネルギ蓄積器をばねとして示した実施の形態のほかに、エネルギ蓄積器は、必要な場合には伝動装置および発生器を介して、バッテリ、アキュムレータまたはコンデンサの形態のエネルギ蓄積器として形成されていてもよい。蓄積した電気エネルギを逆変換するために、発生器を、モータとして切り換える。その目的は、駆動および上部２に対する下部３の相対移動の支援を行なうことができるためである。エネルギ量を増加させるために、発生器は、電気的なエネルギ蓄積器に割り当てられていてもよい。同様に、過剰な電気エネルギを格納する相手であり、あるいは必要なエネルギを追加的に提供する元であるバッファとして用いられる更なるエネルギ蓄積器を設けることが可能である。
【００５５】
エネルギ蓄積器５４としてのばねは、引張りばね、圧縮ばね、ねじりばね、あるいはエラストマ要素として形成されていてもよい。該エラストマ要素は、アクチュエータ１０によって調整される所定の伸展角度を上回れば互いに接触し、かつ、この時点からは、機械的仕事をエネルギに変換するのみならず、運動支援のために再度戻りもする。この場合、ばねは、エネルギを、伸展方向の運動から取り入れ、同時に、制動手段および伸展停止手段として用いられる。遊脚相の開始の際には、エネルギは再度放出され、かつ、遊脚相を開始するためには使用者に役立つ。アクチュエータ１０によって、ばねの接触の時点を、エネルギの放出の際に調整することができる。その目的は、異なった歩行速度では、種々の制御された支援が可能であるためである。同様に、先行の運動によって蓄積したエネルギが、十分な支援を提供するためには、十分でないときは、各々のばねをモータ１０によって再緊張させることが可能である。例えば、特に遅い歩行では、あるいは、階段を下りる際には、機械的仕事が、ばねを十分に緊張させるためには、十分でないことがある。図１２に示すように、解除手段１４がばね５に割り当てられていてもよい。この解除手段によって、蓄積したエネルギを放出するための解放点を、追加的に、保護することができる。
【００５６】
放出の解除を保護するために、関節手段１は、ダンパ５０に設けられた液圧手段によって、またはモータ１０の制御手段によって形成される保護手段を含んでもよい。両者は、加えたばねエネルギを適時に再度消費することを保証する。
【００５７】
運動エネルギを伸展の際に少なくとも部分的に蓄積するという事実に基づいて、モータによる支援は、非常に控えめに作動することができる。アクチュエータ１０のためのバッテリは、アクチュエータ１０自体と同様に、小型で軽量であってもよい。何故ならば、アクチュエータ１０は、立脚相における再緊張の際に、ばねを緊張するための時間を十分に有するからであり、遊脚相開始のための放出が必要とするほどには、エネルギの供給を迅速に行なう必要がないからである。モータ１０は、必要な場合には別個のダンパ２０と共に、ばねからのエネルギの放出を制御する。エネルギ蓄積器による屈曲の支援は、交互に階段を上る際におよび障害物を乗り越える際に、必要な屈曲角度の達成するために役立ち、かつ、股関節の作業を節約する。
【００５８】
図１５には、例えば、種々の歩行速度における駆動トルクが関節角度αを横軸に取って例示されている。３つの異なった歩行速度を示す。各々の歩行速度を、図では異なった記号で示す。最低の歩行速度は、三角形で示され、中間の歩行速度は、円で、最高の歩行速度はＸで示される。駆動トルクは、Ｎｍで表わす有効な駆動トルク、すなわち、蓄積手段５によって蓄積されかつ再度供給され、かつ、制動または摩擦のような損失を差し引いたエネルギである。最初に屈曲支援を提供することができるために、最初に非常に高い駆動トルクでの仕事を行なうことが分かる。最大限の伸展位置から測定される関節角度α、この場合、膝角度の増加につれて、加えられる駆動トルクは、まず、急激になり、小さい角度範囲に亘って一定のままであり、再度、短く上昇し、次に、最大限の屈曲まで、ゼロに低下する。屈曲の支援が、三角形で表わされた低い歩行速度では、高い歩行速度よりも大きいことが分かる。図１５に示された駆動トルク曲線は、モータによる影響なしに、ばねの再緊張または弛緩によっては、発生不可能である。何故ならば、本発明によれば、駆動トルクの著しい減少後でも、更なる時間に亘って、上部と下部の角度が最大角度に達するまで、トルクが維持されるからである。
【００５９】
図１６は、モータ１０の移動距離が、関節角度αを横軸にしてプロットされている図を示す。同様に三角形、円およびＸで示めされる種々の歩行速度が記されている。最低の歩行速度は、三角形で表わされている。図１０，１２および１４の実施の形態では、描写は、モータ１０の並進運動に関する。図１６に示した移動距離は、図１５に示した駆動トルク曲線を達成することができるように、調整される。各々の曲線は、各々の選択されたばね毎に異なっており、かつ、ばねの特性に応じて、大きなまたは小さな移動距離となることがある。目的は、ばねのできる限り小さい移動従ってまたばねの緊張を達成することである。屈曲導入の開始の際には、制御された屈曲の感じが更に維持されたままであるように、力のできる限り迅速な減少を達成するために、モータがばねを戻すことが分かる。より大きな角度では、ばねを再度緊張する。その目的は、力を維持し、または再度高めるためである。ここでも、遅い歩行速度では、増大した支援が必要であることは、重要である。ばねの、従ってまた屈曲支援のためのエネルギの解放およびモータの駆動を、同時に行なう。その目的は、屈曲支援の全過程に亘って制御が可能であるためである。
【００６０】
図１７は、異なる歩行速度に関する関節角度αを横軸に取って、図１１の実施の形態に係わるレバーアームの変化を示す。ここでも、レバーアームを調整するために、ばねの解放と同時に、モータ１０を作動させる。まず、力の低減を引き起こすために、レバーアームを素早く縮小する。続いて、レバーアームを再度拡張する。その目的は、より大きな角度範囲αに亘って力を加え、かつ屈曲運動を支援するためである。
【００６１】
図１８では、ダンパ手段５０の屈曲制動調整が、異なった歩行速度における関節角度αを横軸に取って示されている。前の図とは異なり、最低の歩行速度は、四角形で示され、中間の歩行速度は、三角形で、最高の歩行速度はひし形で示される。まず、ダンパユニット５０の中間の屈曲制動調整機能がある。この屈曲制動調整機能は、歩行速度αの増加につれて、減少する。高い歩行速度では、遊脚相の終わりに、下部３の過度な内側屈曲を回避するために、屈曲制動の増大を行なうことができる。ダンパユニット５０における屈曲制動調整を変化させることによって、運動支援のためには、モータの制御と共に、エネルギ入力の、効果的、安全かつ簡単な制御を行なうことが可能である。
【００６２】
屈曲支援としての図示した実施の形態のほかに、装置を、基本的には、伸展支援のためにも使用することができる。従って、屈曲支援のための実施の形態は、伸展支援にも当てはまる。屈曲支援および伸展支援機能が、共に、１つの関節装置に設けられていることは、可能であり、かつ意図されている。
以下に、本願出願の当初の特許請求の範囲に記載された発明を付記する。
［１］  下肢の整形外科用の関節装置を制御するための方法であって、該関節装置は、上部（２）と、該上部に喋着されている下部（３）とを有し、前記上部（２）と前記下部（３）との間には、エネルギ変換手段（５）が設けられており、該エネルギ変換手段によって、歩行中に、前記上部（２）と前記下部（３）との間の相対運動からの運動エネルギを変換または蓄積し、かつ、相対運動を支援するために、再度関節に供給してなる方法において、
１つの運動周期内で、運動エネルギを、変換および/または蓄積し、同じ運動周期内で、運動エネルギとして、前記関節装置（１）に、制御下で時間的にずらして供給することを特徴とする方法。
［２］  運動エネルギを、伸展運動中に、変換および/または蓄積し、遊脚相の開始の際に、屈曲の支援のために、つま先離地後に、屈曲速度の維持のために、最大の屈曲角度の達成後に、伸展運動の支援のために、および/または初期の踵接地後の屈曲運動後に、伸展運動の支援のために再度供給することを特徴とする［１］に記載の方法。
［３］  運動エネルギを、屈曲運動中に、変換および/または蓄積し、屈曲運動の支援のための遊脚相の開始のためにおよび／またはつま先離地後の屈曲速度の維持のために再度供給することを特徴とする［１］または［２］に記載の方法。
［４］  運動エネルギを遊脚相の開始後に変換および/または蓄積し、最大の屈曲角度の達成後に、屈曲運動の支援のために再度供給することを特徴とする［３］に記載の方法。
［５］  運動エネルギを、伸展停止の達成前に変換および/または蓄積し、かつ、屈曲の開始および/または支援のために前記関節装置に再度供給することを特徴とする［１］ないし［４］のいずれか１項に記載の方法。
［６］  遊脚相中に、前記関節装置に運動エネルギを、伸展速度の増大または維持のために供給することを特徴とする［１］ないし［５］のいずれか１項に記載の方法。
［７］  運動エネルギを、立脚相中に、踵荷重の際の立脚相での屈曲の初めに、伸展停止の達成前に、および/または前足部荷重の際の立脚相での屈曲の開始の後に、変換および/または蓄積することを特徴とする［１］ないし［６］のいずれか１項に記載の方法。
［８］  運動エネルギを、初期の踵接地の際に変換および/または蓄積し、かつ、伸展停止の達成後の、屈曲運動の開始および/または支援のために、再度供給することを［７］に記載の方法。
［９］  歩行速度の増加につれて、より少ない運動エネルギを前記関節に供給することを［１］ないし［８］のいずれか１項に記載の方法。
［１０］  前記変換したエネルギを、１つの運動周期で、完全に前記関節装置に再度供給することを特徴とする［１］ないし［９］のいずれか１項に記載の方法。
［１１］  前記運動エネルギを電気エネルギにおよび/または位置エネルギに変換することを特徴とする［１］ないし［１０］のいずれか１項に記載の方法。
［１２］  前記運動エネルギの変換および/または蓄積を、所定の相でのみ、１つの運動周期の間に行なうことを特徴とする［１］ないし［１１］のいずれか１項に記載の方法。
［１３］  蓄積したエネルギの供給を、相対運動を支援するために制御下で行なうことを特徴とする［１］ないし［１２］のいずれか１項に記載の方法。
［１４］  蓄積したエネルギの供給を、エネルギ蓄積器（５４）に外部からエネルギを供給し、あるいは該エネルギ蓄積器からエネルギを回収することによって、変更することを特徴とする［１］ないし［１３］のいずれか１項に記載の方法。
［１５］  前記エネルギ蓄積器（５４）には、相対運動が十分でないとき、該エネルギ蓄積器（５４）をエネルギで最小レベルに満たすために用いるアクチュエータ（１０）が割り当てられていることを特徴とする［１３］または［１４］に記載の方法。
［１６］  エネルギ蓄積器（５４）には、該エネルギ蓄積器（５４）からのエネルギを放出するために用いる解除手段（１４）が割り当てられていることを特徴とする［１］ないし［１５］のいずれか１項に記載の方法。
［１７］  前記エネルギを、少なくとも１つの以下の基準または複数の以下の基準の組み合わせに従って、すなわち、
-前記下部（３）に対する前記上部（２）の角度位置、
-空間内での前記上部（２）および/または前記下部（３）の位置、
-前記上部（２）および/または前記下部（３）の角速度、
-上部（２）と下部（３）の間の相対速度、
-荷重状況、
-前記上部（２）および/または前記下部（３）の加速度、
に従って、供給し、または回収することを特徴とする［１］ないし［１６］のいずれか１項に記載の方法。
［１８］    前記エネルギを、前記エネルギ蓄積器（５４）から回収し、または該エネルギ蓄積器に供給することを特徴とする［１７］に記載の方法。
［１９］  変換するエネルギ量および／または供給されたエネルギ量を変化させるための前記エネルギ変換手段（５）の係合の時点を調整することを特徴とする［１］ないし［１８］のいずれか１項に記載の方法。
［２０］  前記エネルギ変換手段（５）が前記上部（２）と前記下部（３）との間の相対運動に基づいて作動しないときは、アクチュエータ（１０）によって前記エネルギ蓄積器（５４）にエネルギを満たすことを特徴とする［１］ないし［１９］のいずれか１項に記載の方法。
［２１］  前記相対運動にダンパ手段（５０）によって影響を及ぼすことを特徴とする［１］ないし［２０］のいずれか１項に記載の方法。
［２２］  上部（２）と、該上部に喋着されている下部（３）と、運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段（５，２４）と、を有する、下肢の整形外科用の関節装置（１）において、
運動エネルギを変換および／または蓄積するための前記手段（５）は、前記上部（２）に対する前記下部（３）の旋回速度に反比例している変換速度および／または蓄積速度を有することを特徴とする整形外科用の関節装置。
［２３］  運動エネルギを発生させるための発生器と、前記下部（３）を駆動するためのモータ（１０）とが設けられていること、および前記発生器には、該発生器を駆動手段と結合させる速度依存型のクラッチが前置されていることを特徴とする［２２］に記載の関節装置。
［２４］  前記関節装置（１）には、前記上部（３）と前記（２）との間の旋回運動を制動する液圧ダンパユニットが設けられており、かつ、圧液は、前記クラッチを分離するためのアクチュエータとしての前記液圧ダンパユニットに役立つことを特徴とする［２２］または［２３］に記載の関節装置。
［２５］  前記クラッチは、速度依存型のスリップクラッチとして形成されていることを特徴とする［２４］に記載の関節装置。
［２６］  前記蓄積手段は、フライホイール（８）、ばね（５，５４）、アキュムレータまたは蓄圧器として形成されていることを特徴とする［２２］に記載の関節装置。
［２７］  運動エネルギを変換および／または蓄積するための手段（５）を、１つの運動周期内で作動または停止させる制御手段が設けられていることを特徴とする［２２］ないし［２６］のいずれか１項に記載の関節装置。
［２８］  前記関節装置（１）は、股関節、膝関節または足関節として形成されていることを特徴とする［２２］ないし［２７］のいずれか１項に記載の関節装置。
［２９］  前記エネルギ蓄積器（５，５４）には、相対運動の支援中に該エネルギ蓄積器（５４）に制御下でエネルギを供給または前記エネルギ蓄積器から回収するアクチュエータ（１０）が割り当てられていることを特徴とする［２２］ないし［２８］のいずれか１項に記載の関節装置。
［３０］  前記上部（２）と前記下部（２）との間に、別個のダンパ手段（５０）が設けられていることを特徴とする［２２］ないし［２９］のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
［３１］  前記別個のダンパ手段（５０）は、調整可能に形成されていることを特徴とする［３０］に記載の整形外科用の関節装置。
［３２］  前記変換手段（５）は、係合位置または移動距離をずらすために、前記上部（２）および/または前記下部（３）と調整可能に連結されていることを特徴とする［２２］ないし［３１］のいずれか１項に記載の整形外科用の関節装置。
【符号の説明】
【００６３】
１  関節装置
２  上部
３  下部
５  エネルギ変換手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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