顧洪，李偉達，李娟

智能膝關(guān)節(jié)假肢研究現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢①

顧洪，李偉達，李娟

隨著下肢截肢患者的增多以及微電子、控制等技術(shù)的不斷發(fā)展，智能下肢假肢逐漸成為康復(fù)機器人領(lǐng)域的研究熱點。作為下肢假肢系統(tǒng)的核心部件，高性能的膝關(guān)節(jié)假肢設(shè)計仍然是當(dāng)前假肢設(shè)計中的主要技術(shù)難點。本文介紹國內(nèi)外智能膝關(guān)節(jié)假肢的發(fā)展歷程及研究現(xiàn)狀，從結(jié)構(gòu)設(shè)計的角度對現(xiàn)有膝關(guān)節(jié)假肢進行分類，分析當(dāng)前膝關(guān)節(jié)假肢設(shè)計中存在的問題，最后探討膝關(guān)節(jié)假肢的發(fā)展趨勢。

智能假肢；膝關(guān)節(jié)假肢；設(shè)計；綜述

［本文著錄格式］顧洪，李偉達，李娟.智能膝關(guān)節(jié)假肢研究現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢［J］.中國康復(fù)理論與實踐，2016，22（9）:1080-1085.

CITED AS:Gu H，LiWD，Li J.State-of-the-artand developmentof intelligent knee prosthesis（review）［J］.Zhongguo Kangfu Lilun Yu Shijian，2016，22（9）:1080-1085.

第二次全國殘疾人抽樣調(diào)查顯示，我國截肢者約為226萬，占殘疾人數(shù)的8%［1］。在63萬迫切需要安裝假肢的截肢者中，下肢截肢者約44萬，占70%［1］。假肢是截肢者重要的運動功能替代工具，是為彌補截肢者肢體缺損，代償肢體功能而制造、裝配的人工肢體［2］。下肢假肢，尤其是膝關(guān)節(jié)假肢的普及和安裝，是當(dāng)前解決截肢者基本需要的一項迫切任務(wù)。

膝關(guān)節(jié)是一種高度非線性、時變、強耦合的系統(tǒng)［3］。作為下肢假肢最重要的部分，智能膝關(guān)節(jié)假肢要能夠根據(jù)步態(tài)變化自動調(diào)節(jié)參數(shù)，保證關(guān)節(jié)在支撐期有較好的穩(wěn)定性，在擺動期有較好的靈活性，對智能膝關(guān)節(jié)假肢的設(shè)計和控制提出較高要求，是當(dāng)今下肢假肢設(shè)計的難點。

1　智能膝關(guān)節(jié)假肢發(fā)展歷程及現(xiàn)狀

1.1國外智能膝關(guān)節(jié)假肢發(fā)展歷程

20世紀(jì)70年代初，F(xiàn)lowers等開始對微處理器控制假肢膝關(guān)節(jié)技術(shù)進行研究，致力于對健康腿信息反饋式假肢樣機的設(shè)計［4］。80年代開始，M yers等嘗試將肌電信號應(yīng)用于膝關(guān)節(jié)假肢控制［4］。1986年，中川昭夫等提出利用微處理器控制針閥，構(gòu)想基于微處理器的氣動式擺動相控制膝關(guān)節(jié)［5］。1990年，英國Blatchford公司獲得中川昭夫的許可，其工程師Zahedi于1993年研制出世界上第一款微處理器控制的智能假肢IP（Intelligent Prosthesis），并在對IP性能進行完善后于1994年研制出了IP+［4-5］。1994年，日本NABCO公司研制出類似于IP+的膝關(guān)節(jié)NI-C111［5-6］。以上智能假肢均只對擺動相進行控制，并且根據(jù)預(yù)先算好存入控制器的參數(shù)進行調(diào)整。

1997年，德國OTTO BOCK公司發(fā)明C-Leg智能仿生腿，利用膝關(guān)節(jié)角度和踝關(guān)節(jié)力矩判斷假肢擺動的速度和位置，通過調(diào)節(jié)液壓缸阻尼來保證行走過程中的穩(wěn)定和安全［5，7］。1998年，ENDONITE公司研制Adaptive Knee，該假肢站立相由液壓驅(qū)動，擺動相由氣壓驅(qū)動；之后推出新版本Adaptive2［7］。2001年，冰島OSSUR公司推出仿生磁控膝關(guān)節(jié)Rheo Knee［7］，利用陀螺儀等傳感器分析足部運動信息，從而控制智能膝關(guān)節(jié)運動［5］。以上智能假肢能夠根據(jù)傳感器計算、估計當(dāng)前步態(tài)，對關(guān)節(jié)參數(shù)實時進行調(diào)整，做到閉環(huán)控制；對站立相和擺動相均能進行控制。

2006年，OSSUR公司研制出世界上第一款主動型人工智能假肢POWERKNEE。該假肢采用電機驅(qū)動，代替原有的腿部肌肉實現(xiàn)假肢的主動彎曲伸展功能，克服了阻尼式假肢無法主動做功的缺陷，能更好實現(xiàn)上樓梯等需要主動做功的步態(tài)。該假肢目前也是市場上唯一一款動力腿［5，7］。之后OTTO BOCK公司在C-Leg基礎(chǔ)上推出了智能仿生膝關(guān)節(jié)Genium，能夠完成越障、交替上下樓梯等較為復(fù)雜的動作，行走步態(tài)也更為自然［］。

近年來，國外智能膝關(guān)節(jié)產(chǎn)品見表1［10-12］。

表1　國外現(xiàn)有智能膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品

1.2國內(nèi)智能膝關(guān)節(jié)假肢發(fā)展歷程

我國對智能膝上假肢的研究始于20世紀(jì)80年代初。清華大學(xué)在國家自然科學(xué)基金資助下，開展電流變液和電動摩擦錐膝關(guān)節(jié)自適應(yīng)阻尼控制裝置的研究，并且在下肢假肢建模及其肌電控制方法方面進行大量的研究［13-14］。金德聞等設(shè)計六連桿假肢［15］，對多軸膝關(guān)節(jié)穩(wěn)定性進行研究。上海理工大學(xué)喻洪流等設(shè)計基于小腦模型神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制器的智能膝上假肢，設(shè)計了假肢膝關(guān)節(jié)電控液壓缸，在健肢上安裝便攜式檢測機構(gòu)得到膝關(guān)節(jié)角度，從而控制假肢步態(tài)［16］。中南大學(xué)譚冠政等研制出智能仿生人工腿CIP-ILeg，設(shè)計出一種基于非線性PID控制的人工腿位置伺服控制系統(tǒng)，利用霍爾傳感器判斷步速，通過調(diào)節(jié)針閥位置改變氣壓阻尼來適應(yīng)步速［17］。北京大學(xué)王啟寧等設(shè)計出基于動態(tài)行走機理的“機器人假肢”，利用腳底壓力傳感器系統(tǒng)探測健腿的行走狀態(tài)，從而控制假肢的狀態(tài)［5］。東北大學(xué)徐心和等對磁流變液智能假腿進行研究，通過步態(tài)感知系統(tǒng)得到假肢擺動相的各種信息及理想步態(tài)，通過調(diào)節(jié)阻尼力矩實現(xiàn)擺動相膝力矩的自動控制［18］。河北工業(yè)大學(xué)楊鵬等對人體下肢表面肌電信號進行采集和模式識別，研制氣動膝關(guān)節(jié)原型樣機［5］。

近年來，國內(nèi)市場也出現(xiàn)自主研發(fā)的智能膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品，見表2。臺灣德林假肢有限公司推出三款多連桿大腿智能假肢產(chǎn)品，其中V One為四連桿假肢，TGK-5PSOIC、ADLIB為五連桿假肢。2009年河北工業(yè)大學(xué)、清華大學(xué)以及國家康復(fù)輔具研究中心在“十一五”計劃支持下研發(fā)氣壓四連桿智能膝關(guān)節(jié)，已由北京精博現(xiàn)代假肢矯形器技術(shù)開發(fā)公司小批量生產(chǎn)并作為?？倒こ膛浒l(fā)［19］。北京東方瑞盛假肢矯形器發(fā)展技術(shù)有限公司也有一款自主研發(fā)的氣壓四連桿智能膝關(guān)節(jié)。

表2　國內(nèi)現(xiàn)有智能膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品

我國在假肢研究方面起步較晚，與歐美、日本等發(fā)達國家相比仍然存在較大差距。但是對智能下肢假肢，特別是膝關(guān)節(jié)假肢的研究發(fā)展迅速，國內(nèi)許多高校和機構(gòu)均展開了相應(yīng)研究，并取得一定成果。目前，國外智能假肢產(chǎn)品技術(shù)比較成熟，價格較為昂貴［12］，國內(nèi)假肢公司仍無法滿足患者對高性能假肢的需求。

1.3現(xiàn)有智能膝關(guān)節(jié)假肢現(xiàn)狀

現(xiàn)階段全世界智能假肢產(chǎn)品多種多樣，處于實驗室研究階段的假肢樣機更是種類繁多。下面按照關(guān)節(jié)驅(qū)動方式、驅(qū)動類型、轉(zhuǎn)軸結(jié)構(gòu)等對智能膝關(guān)節(jié)假肢進行分類闡述［6，20］。

1.3.1關(guān)節(jié)驅(qū)動方式

智能膝關(guān)節(jié)假肢按照關(guān)節(jié)驅(qū)動方式可分為主動型和被動型。

主動型假肢主要以電機作為動力源，能夠代替腿部肌肉提供力矩，使膝關(guān)節(jié)主動彎曲、伸展。但電機自重大、能量轉(zhuǎn)化率低、功耗高，運行時噪聲大；電池容量小、體積重量大、續(xù)航短，這些問題是主動型假肢產(chǎn)品面臨的主要技術(shù)難題。市場上唯一的一款主動型假肢產(chǎn)品是OSSUR公司的POWER KNEE。也有研究機構(gòu)用氣壓、液壓作為動力源進行主動型假肢的研究［21］。主動型膝關(guān)節(jié)假肢的分類見表3。

被動型假肢（也稱為阻尼式假肢）不提供主動力矩，行走時通過大腿殘肢帶動假肢小腿擺動實現(xiàn)行走。假肢根據(jù)外界條件的變化調(diào)節(jié)膝關(guān)節(jié)阻尼力矩實現(xiàn)步態(tài)調(diào)整。由于控制方式相對簡單，實現(xiàn)難度相對較小，同時能耗相對較低，市場上主流產(chǎn)品均為被動阻尼式假肢。

1.3.2驅(qū)動類型

阻尼式假肢按照驅(qū)動類型可以分為氣壓、液壓、磁流變、電流變、機械摩擦等（表4）［6］。阻尼式假肢提供的阻尼可以分為流體阻尼和摩擦阻尼兩種。其中，氣壓和液壓的阻尼原理類似，通過調(diào)節(jié)閥門開度大小改變流體的阻尼。由于氣體壓縮性較大，氣壓提供的阻尼力矩較小、阻尼器動作較快，適用于擺動相；液壓能提供較大的阻尼力矩，既適用于支撐相也適用于擺動相。

表3　主動型膝關(guān)節(jié)假肢及其分類

表4　阻尼式膝關(guān)節(jié)假肢及其分類

磁流變和電流變阻尼假肢的原理是在不同磁場、電場的作用下，磁流變液和電流變液的黏性不同，改變磁場強度或電場強度即可改變流體的阻尼，這種類型阻尼器不需機械執(zhí)行機構(gòu)，對調(diào)節(jié)的反應(yīng)也更加迅速。市場上已經(jīng)有磁流變假肢產(chǎn)品出現(xiàn)，但電流變假肢由于技術(shù)原因仍在實驗室階段。

摩擦阻尼式假肢通過調(diào)節(jié)機構(gòu)來產(chǎn)生摩擦阻尼，但實現(xiàn)準(zhǔn)確穩(wěn)定的力矩控制以及建立準(zhǔn)確的數(shù)學(xué)模型均有很大難度，現(xiàn)在還沒有摩擦式智能膝關(guān)節(jié)產(chǎn)品［6］。

1.3.3轉(zhuǎn)軸結(jié)構(gòu)

膝關(guān)節(jié)假肢按照結(jié)構(gòu)可以分為單軸假肢和多連桿假肢。

單軸膝關(guān)節(jié)只有單個回轉(zhuǎn)軸，在擺動期的靈活性較高，但支撐期不夠穩(wěn)定。由于結(jié)構(gòu)比較簡單，模型的建立比較容易，同時也能夠允許假肢實現(xiàn)較復(fù)雜的運動，現(xiàn)有的智能膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品除了IntelligentKnee（Four-barAxis）以及國內(nèi)的氣壓多連桿假肢之外，均為單軸結(jié)構(gòu)；在實驗室研究中，單軸膝關(guān)節(jié)的研究也占主要部分。

多軸膝關(guān)節(jié)大多為多連桿膝關(guān)節(jié)（四連桿、五連桿或六連桿），多連桿機構(gòu)的設(shè)計使轉(zhuǎn)動中心可以以一定的軌跡移動，更加符合人體正常行走時膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動中心的變化，在伸展時轉(zhuǎn)動瞬心可以大大高于轉(zhuǎn)動軸，彎曲時快速下降至轉(zhuǎn)軸附近，使其伸展靈活，同時支撐期也能保持穩(wěn)定。

智能多連桿假肢大多采用四連桿結(jié)構(gòu)，NABTESCO公司的IntelligentKnee（Four-bar Axis）、臺灣德林公司的V One以及北京精博的假肢是已經(jīng)產(chǎn)品化的四連桿智能假肢；河北工業(yè)大學(xué)的楊鵬等則分別研究了氣壓、電機驅(qū)動的四連桿膝關(guān)節(jié)［5，28］。臺灣德林公司也研發(fā)了五連桿智能假肢TGK-5PSOIC以及ADLIB智能假肢。

2　存在的問題

現(xiàn)有智能膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品大多為被動阻尼式假肢，雖然能夠?qū)崿F(xiàn)平地行走，甚至上下坡、上下樓梯、越障等動作，但無法提供主動力矩，同時與人體正常步態(tài)仍有較大差距［34-37］，在步態(tài)的對稱性以及自然性方面還需進一步提高［38］。現(xiàn)有假肢通過利用步速、力矩、角度等運動動力學(xué)信息判斷人體行走的模式進行控制，對假肢穿戴者的運動意圖還不能準(zhǔn)確有效識別［5］，嚴(yán)格意義上只能說是微控制器控制假肢，不能真正做到“智能”，假肢與人體的協(xié)調(diào)控制還需要提高。

主動式假肢能夠提供主動力矩以實現(xiàn)上下樓梯、上下坡等功能，但目前主動式膝關(guān)節(jié)假肢的研究大多在實驗室階段?，F(xiàn)有的唯一主動膝關(guān)節(jié)假肢產(chǎn)品為Ossur公司的Power Knee。該假肢以電機作為驅(qū)動器，耗能較大、同時也會產(chǎn)生噪聲，電池有較大的體積和重量，未廣泛使用。實驗室對于主動式假肢的研究也只是假肢運動功能的實現(xiàn)，對于質(zhì)量、體積、能耗等因素考慮較少，離實際使用還有很大距離。人體和膝關(guān)節(jié)兩系統(tǒng)的協(xié)調(diào)控制也是動力型膝關(guān)節(jié)研究的重點與難點。體積、質(zhì)量、結(jié)構(gòu)、能耗、續(xù)航以及較復(fù)雜的控制技術(shù)成為限制主動式假肢的主要因素。

3　研究趨勢

3.1主被動混合驅(qū)動

為彌補被動阻尼式假肢無法提供主動力矩的不足，同時利用其在無需主動力矩情況下較好的阻尼性能，研究人員嘗試將主動驅(qū)動與被動驅(qū)動相結(jié)合，設(shè)計主被動混合驅(qū)動，或半主動的智能假肢。這樣的設(shè)計也符合人體正常的行走規(guī)律：在正常行走過程中，膝關(guān)節(jié)大部分時間充當(dāng)阻尼器，只有在上坡、上樓梯等需要主動力矩的情況下才主動發(fā)力做功。

伯克利大學(xué)的Lambrecht［30］和Pillai［29］分別研制了半主動式膝關(guān)節(jié)假肢和膝踝關(guān)節(jié)假肢。使用液壓泵作為動力源，設(shè)計液壓回路將主動和被動兩種控制方式結(jié)合在一起。這兩款假肢通過控制伺服閥實現(xiàn)主動力矩輸出狀態(tài)、被動液壓阻尼狀態(tài)等狀態(tài)之間的切換，最終實現(xiàn)主被動混合控制。

東北大學(xué)聞時光等將磁流變阻尼器與直流電機相結(jié)合，以滾珠絲杠進行傳動，設(shè)計出混合驅(qū)動四連桿膝關(guān)節(jié)［39］。假肢行走時主要使用磁流變阻尼器，利用其阻尼特性實現(xiàn)正常行走步態(tài)；當(dāng)要進行上樓等需要主動力矩的動作時，電機再介入。哈爾濱工業(yè)大學(xué)的吳波等對基于磁流變阻尼器的四連桿混合驅(qū)動智能假肢進行了結(jié)構(gòu)設(shè)計和仿真分析［40］。

3.2膝踝一體化設(shè)計

目前，市場上針對大腿截肢患者的解決方案一般為智能膝關(guān)節(jié)假肢和被動機械式踝關(guān)節(jié)假肢以及假腳的組合，或者智能膝關(guān)節(jié)假肢和智能踝關(guān)節(jié)假肢的簡單組合。實驗室大多數(shù)單獨對膝關(guān)節(jié)或踝關(guān)節(jié)進行研究并設(shè)計假肢。以上設(shè)計在步態(tài)等性能上與正常行走特征有很大差距。正常行走是膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)相互耦合作用，因此較好的方式是將膝關(guān)節(jié)的設(shè)計與踝關(guān)節(jié)的設(shè)計結(jié)合起來，同時考慮膝、踝關(guān)節(jié)的運動，進行膝踝一體化設(shè)計。見表5。

表5　膝踝耦合一體化假肢產(chǎn)品及樣機分類

膝踝一體化設(shè)計，即膝踝耦合聯(lián)動的設(shè)計，主要包括兩種方式：通過機械結(jié)構(gòu)進行耦合，或者通過控制系統(tǒng)協(xié)調(diào)運動。前者通過機械結(jié)構(gòu)將膝、踝兩個關(guān)節(jié)連接在一起，使兩者按一定的關(guān)系進行運動，但兩個關(guān)節(jié)只有一個自由度，運動關(guān)系單一且不能靈活變化，通常用于純機械結(jié)構(gòu)式假肢設(shè)計；后者的膝、踝關(guān)節(jié)可以獨立運動，通過控制系統(tǒng)按照人體正常步態(tài)規(guī)律對兩個關(guān)節(jié)共同控制，實現(xiàn)協(xié)調(diào)耦合運動；優(yōu)點在于膝踝運動關(guān)系靈活，可以適應(yīng)不同步態(tài)的要求，難點在于膝踝關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)控制。

3.3步態(tài)周期內(nèi)能量的收集與利用

為了更好完成復(fù)雜的膝關(guān)節(jié)功能，需要有電機提供主動力矩。限制電機使用的重要原因之一是能耗太大。有學(xué)者從下肢假肢步態(tài)周期內(nèi)膝、踝關(guān)節(jié)做功以及能量的流動入手進行研究［42］。膝、踝關(guān)節(jié)能量的分布主要有一個能量產(chǎn)生部分G以及三個能量的吸收部分A1、A2、A3。在從腳跟觸地開始的站立相中，膝關(guān)節(jié)既吸收能量也釋放能量，平均能量為0，踝關(guān)節(jié)一直被動彎曲吸收能量（A3）部分；在蹬地階段，踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生蹬地的主要的動能G，膝關(guān)節(jié)彎曲吸收能量（A1）；在擺動相，膝關(guān)節(jié)產(chǎn)生伸展阻尼繼續(xù)吸收能量（A2），踝關(guān)節(jié)在這一階段的能量可以忽略?？梢娫谡２綉B(tài)周期中，膝關(guān)節(jié)主要是能量吸收部位，踝關(guān)節(jié)主要是能量生成部位，生成能量G的大小與A1、A2、A3的總和基本相同。

根據(jù)上述原理，Unal等設(shè)計一款能夠存儲和釋放能量的純機械下肢假肢，以減少人體行走時能量的消耗。他們使用3個彈簧，利用彈簧的特性以及所設(shè)計機構(gòu)的特點將行走時所吸收的能量A1、A2、A3吸收，并轉(zhuǎn)移至蹬地時釋放（G），實現(xiàn)能量內(nèi)部的自流動，減少對外部能量的需求［41-42］。Arnout等使用拉簧、壓簧、繩線以及棘輪設(shè)計下肢假肢，并利用膝、踝關(guān)節(jié)在角度、力矩等關(guān)系進行耦合，將膝關(guān)節(jié)在站立相吸收的能量轉(zhuǎn)移至踝關(guān)節(jié)，為蹬地時提供能量［46］。

Andrysek［47］和Rarick［48］等利用電磁馬達作為發(fā)電機時可以對電池進行充電的特性，行走時利用電磁馬達收集能量為電池充電，從而減少對電池人工充電的次數(shù)，延長使用時間；同時研究電磁馬達在不同電路負載下的阻尼特性，以在擺動相內(nèi)利用。這為研究行走時能量收集重利用提供了另一種思路。

3.4彈性驅(qū)動器的使用

電機的剛性以及較大的能量耗散是主動式假肢設(shè)計中需要克服的難題。串聯(lián)彈性驅(qū)動器SEA（series-elastic actuator）相對電機有許多優(yōu)勢：可以降低假肢對能量峰值的需求、更好地模擬人體肌肉運動。較好的人工交互性能使假肢具有較好的柔性和適應(yīng)性，從而提高穿戴者的舒適性［49］。研究者將彈簧等柔順機構(gòu)引入假肢的設(shè)計中，設(shè)計彈性驅(qū)動器。

Martinez-Villalpando等模擬人體膝關(guān)節(jié)的結(jié)構(gòu)設(shè)計拮抗型膝關(guān)節(jié)假肢，兩個彈性驅(qū)動器模擬膝關(guān)節(jié)的肌肉使膝關(guān)節(jié)進行彎曲和伸展［26］。Rouse等設(shè)計可分離的串聯(lián)彈性驅(qū)動器CSEA（Clutchable series-elastic actuator）并將其用于主動式膝關(guān)節(jié)假肢設(shè)計中［50］。這兩種設(shè)計均降低了能量消耗。

付成龍等設(shè)計的主動型假肢的踝關(guān)節(jié)利用伺服電機連接板簧，形成彈性驅(qū)動器［27］。Sup等在主動型假肢的設(shè)計中也增加了彈簧以儲存能量。

3.5生物電信號的研究和利用

目前，根據(jù)系統(tǒng)的傳感器及相關(guān)的數(shù)據(jù)處理，還無法較好識別假肢穿戴者的運動意圖，人、假肢以及環(huán)境三者間不能進行有效的信息交互與協(xié)調(diào)控制，也就難以實現(xiàn)在多種路況、不同步速、不同行走階段情況下的理想控制效果［5］。未來智能下肢假肢將突出對人體生物信號的利用，包括肌電、腦電、心電信號等。結(jié)合人體的運動學(xué)信息以及運動規(guī)律，完成假肢穿戴者與智能假肢之間的信息交互和反饋，提高步態(tài)的自然性、對稱性以及對環(huán)境的適應(yīng)能力。

4　總結(jié)

國外膝關(guān)節(jié)假肢研究起步較早、技術(shù)成熟，市場上有多種智能假肢產(chǎn)品；國內(nèi)研究起步較晚，但近年來發(fā)展迅速，許多高校及研究機構(gòu)進行了研究，市場上也出現(xiàn)自主研發(fā)的產(chǎn)品。

根據(jù)主/被動驅(qū)動方式、驅(qū)動類型以及關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)軸數(shù)量分別對假肢進行分類比較，指出現(xiàn)有假肢無法提供主動力矩、步態(tài)與正常人體步態(tài)仍有較大差距等問題，進而介紹針對這些問題進行研究的現(xiàn)狀及趨勢，發(fā)現(xiàn)隨著技術(shù)的進一步提高以及研究的深入，既能提供主動力矩又有很好的阻尼性能，能量循環(huán)利用率高的膝踝一體假肢是今后的研究方向。在控制方式上，利用肌電、腦電等人體生物信號以及人體動力學(xué)、運動學(xué)信息對人體步態(tài)模式識別和環(huán)境信息判斷，結(jié)合智能控制技術(shù)實現(xiàn)自然、對稱的步態(tài)，也將成為未來假肢研究的熱點。

［1］劉志泉.我國肢體殘疾人概況和假肢生產(chǎn)供應(yīng)情勢［C］.北京:第二屆北京國際康復(fù)論壇，2007:382-386.

［2］王文俊.基于映射模型的假肢膝關(guān)節(jié)控制方法研究［D］.蘇州:蘇州大學(xué)，2013.

［3］馬玉良，徐文良，孟明，等.基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的智能下肢假肢自適應(yīng)控制［J］.浙江大學(xué)學(xué)報:工學(xué)版，2010，44（7）:1373-1376.

［4］趙洪濤.CIP-I智能人工腿步速控制系統(tǒng)的研制［D］.長沙:中南大學(xué)，2007.

［5］楊鵬，劉作軍，耿艷利，等.智能下肢假肢關(guān)鍵技術(shù)研究進展［J］.河北工業(yè)大學(xué)學(xué)報，2013，42（1）:76-80.

［6］王人成，沈強，金德聞.假肢智能膝關(guān)節(jié)研究進展［J］.中國康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2007，22（12）:1093-1094.

［7］Torrealba RR，F(xiàn)ernándezlópez G，Grieco JC.Towards the developmentof knee prostheses:review of current researches［J］. Kybernetes，2008，37（9-10）:1561-1576.

［8］Lura DJ，Wernke MM，Carey SL，et al.Differences in knee flexion between the Genium and C-Legmicroprocessor knees while walking on level ground and ramps［J］.Clin Biomech，2015，30（2）:175-181.

［9］Malte B，Thomas S，Eva L，et al.Immediate effects of a new microprocessor-controlled prosthetic knee joint:a comparative biomechanicalevaluation［J］.Arch PhysMed Rehabil，2012，93（3）:541-549.

［10］Bellmann M，Schmalz T，Blumentritt S.Comparative biomechanicalanalysis of currentmicroprocessor-controlled prosthetic knee joints［J］.Arch Phys Med Rehabil，2010，91（4）: 644-652.

［11］Thiele J，Westebbe B，Bellmann M，etal.Designs and performance of microprocessor-controlled knee joints［J］.Biomed Tech，2014，59（1）:65-77.

［12］Argunsah Bayram H.Biomechanics of prosthetic knee systems:Role of dampening and energy storage systems［D］. Cleveland:Cleveland State University，2013.

［13］金德聞，王人成，白彩勤，等.電流變液智能下肢假肢擺動相控制原理與方法［J］.清華大學(xué)學(xué)報:自然科學(xué)版，1998，38（2）: 40-43.

［14］王人成.我國假肢技術(shù)的研究與進展［J］.中國康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2012，17（11）:1058-1060.

［15］張瑞紅，金德聞.六連桿假肢膝關(guān)節(jié)優(yōu)化設(shè)計［J］.中國康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，1999，14（4）:162-165.

［16］喻洪流，錢省三.基于小腦模型神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制的步速跟隨智能膝上假肢［J］.中國組織工程研究與臨床康復(fù)，2007，11（31）:6233-6235.

［17］劉國聯(lián)，譚冠政，何燕.CIP-I智能人工腿步速控制系統(tǒng)硬件設(shè)計［J］.南通職業(yè)大學(xué)學(xué)報，2008，22（2）:62-66.

［18］叢德宏，徐心和.磁流變液智能假腿的擺動相控制［J］.系統(tǒng)仿真學(xué)報，2006，18（S2）:916-918.

［19］張曉玉.我國智能輔助器具科技創(chuàng)新的現(xiàn)狀與發(fā)展［J］.中國康復(fù)理論與實踐，2013，19（5）:401-403.

［20］王振平，喻洪流，杜妍辰，等.假肢智能膝關(guān)節(jié)的研究現(xiàn)狀和發(fā)展趨勢［J］.生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)進展，2015，36（3）:159-163.

［21］馬紹興，王人成，沈強，等.假肢動力膝關(guān)節(jié)的研究進展［C］.北京:第六屆北京國際康復(fù)論壇，2011:259-264.

［22］Sup F，Varol HA，Mitchell J，et al.Self-contained powered knee and ankle prosthesis:Initial evaluation on a transfemoral Amputee［C］.IEEE IntConf RehabilRobot，2009:638-644.

［23］Sup F，VarolHA，Mitchell J，etal.Design and controlof an active electrical knee and ankle prosthesis［C］.Proc IEEE RAS EMBS IntConf Biomed RobotBiomechatron，2008:523-528.

［24］Borjian R，Lim J，Khamesee MB，etal.The design of an intelligentmechanical active prosthetic knee［C］.Conference of the IEEE Industrial Electronics Society，IEEE，2008:3016-3021.

［25］KaptiAO，YucenurMS.Design and controlof an active artificial knee joint［J］.Mech Mach Theory，2006，41（12）: 1477-1485.

［26］Martinez-Villalpando EC，Mooney L，ElliottG，etal.Antagonistic active knee prosthesis.Ametabolic costofwalking comparison with a variable-damping prosthetic knee［C］.ConfProc IEEEEng Med BiolSoc，2011:8519-8522.

［27］Fu A，F(xiàn)u C，Wang K，etal.The key parameter selection in design of an active electrical transfemoral prosthesis［C］.IEEE ROBIO，2013:1716-1721.

［28］Geng YL，Yang P，Xu XY，etal.Design and simulation of active transfemoral prosthesis［C］.Control and Decision Conference，2012:3724-3728.

［29］PillaiMV，Kazerooni H，Hurwich A.Design of a semi-active knee-ankle prosthesis［C］.IEEE Int Conf Robot Autom，2011: 5293-5300.

［30］Lambrecht BGA，Kazerooni H.Design of a semi-active knee prosthesis［C］.IEEE IntConf RobotAutom，2009:639-645.

［31］Sup F，Bohara A，Goldfarb M.Design and control of a powered knee and ankle prosthesis［C］.IEEE Int Conf Robot Autom，2007:4134-4139.

［32］Herr H.User-adaptive control of amagnetorheological prosthetic knee［J］.Ind Rob，2003，30（1）:42-55.

［33］Torrealba RR，Zambrano LA，Andara E，et al.Medium-cost electronic prosthetic knee for transfemoral amputees:A medicalsolution for developing countries［J］.IFMBEProc，2009，25（9）:456-459.

［34］Seymour R，Engbretson B，Kott K，etal.Comparison between the C-leg microprocessor-controlled prosthetic knee and non-microprocessor control prosthetic knees:a preliminary study of energy expenditure，obstacle course performance，and quality of life survey［J］.Prosthet Orthot Int，2007，31（1）: 51-61.

［35］Kahle JT，Highsmith MJ，Hubbard SL.Comparison of nonmicroprocessor kneemechanism versusC-Leg on Prosthesis Evaluation Questionnaire，stumbles，falls，walking tests，stair descent，and knee preference［J］.JRehabil Res Dev，2008，45（1）: 1-13.

［36］Schaarschmidt M，Lipfert SW，Meier-Gratz C，etal.Functional gaitasymmetry of unilateral transfemoralamputees［J］.Hum Mov Sci，2012，31（4）:907-917.

［37］Kaufman KR，F(xiàn)rittoli S，F(xiàn)rigo CA.Gait asymmetry of transfemoral amputees using mechanical and microprocessor-controlled prosthetic knees［J］.Clin Biomech（Bristol，Avon），2012，27（5）:460-465.

［38］Segal AD，Orendurff MS，Klute GK，et al.Kinematic and kinetic comparisons of transfemoral amputee gait using C-Leg and Mauch SNS prosthetic knees［J］.JRehabil Res Dev，2006，43（7）:857-870.

［39］吳成東，金基準(zhǔn)，聞時光，等.基于混合驅(qū)動仿生膝關(guān)節(jié)機構(gòu)設(shè)計［J］.沈陽建筑大學(xué)學(xué)報（自然科學(xué)版），2012，28（4）: 759-764.

［40］吳波.基于磁流變阻尼器的動力型智能假肢動力特性分析［D］.哈爾濱:哈爾濱工業(yè)大學(xué)，2015.

［41］UnalR，Behrens SM，CarloniR，etal.Prototype design and realization of an innovative energy efficient transfemoral prosthesis［C］.Proc IEEERASEMBS IntConf Biomed RobotBiomechatron，2010，584（1）:191-196.

［42］Unal R，CarloniR，Behrens SM，etal.Towards a fully passive transfemoral prosthesis for normal walking［C］.Proc IEEE RAS EMBS Int Conf Biomed Robot Biomechatron，2012，49（4）:1949-1954.

［43］Sophyn S，Koganezawa K.Above knee prosthesis for ascending/descending stairswith no externalenergy source［C］.Assistive Robotics，2015（8）:35-42.

［44］王錕.智能假肢膝踝協(xié)調(diào)控制與應(yīng)用［D］.天津:河北工業(yè)大學(xué)，2013.

［45］柏健.智能假肢膝踝協(xié)調(diào)控制系統(tǒng)的研究和設(shè)計［D］.天津:河北工業(yè)大學(xué)，2013.

［46］A rnoutM，Pierre C，Michael VD，etal.Conceptand design of the HEKTA（Harvest Energy from the Knee and Transfer it to the Ankle）transfemoral prosthesis［C］.Proc IEEERASEMBS IntConf Biomed RobotBiomechatron，2012:550-555.

［47］Andrysek J，Liang T，Steinnagel B.Evaluation of a prosthetic swing-phase controller with electrical power generation［J］. IEEETransNeuralSystRehabilEng，2009，17（4）:390-396.

［48］Rarick R，Richter H，van den Bogert A，et al.Optimal design of a transfemoral prosthesis with energy storage and regeneration［C］.American Control Conference（ACC），2014.IEEE，2014:4108-4113.

［49］Grimmer M，Eslamy M，Seyfarth A，etal.Energetic and peak poweradvantagesof serieselastic actuators in an actuated prosthetic leg for walking and running［J］.Actuators，2014，3（1）: 1-19.

［50］Rouse EJ，Mooney LM，HerrHM.Clutchable series-elastic actuator:Implications for prosthetic knee design［J］.Int JRob Res，2014，33（13）:1611-1625.

State-of-the-artand Developmentof Intelligent Knee Prosthesis（review）

GU Hong，LIWei-da，LIJuan
SchoolofMechanicaland Electric Engineering，Soochow University，Suzhou，Jiangsu 215000，China

LIWei-da.E-mail:hit_liweida@163.com

Intelligentprosthesis isgoing to be a research focus recently with the incrementof the transfemoralamputeesand the development ofmicroelectronic technology，control technology and so on.As the fundamental part of the lower extremity prosthetics，the knee prostheseswith high performance is still hard to design.This paper reviewed the developmentof the intelligent knee prostheses，classified the currentavailable prostheses in the term of construction design，and discussed the drawback of their design and the trend of the further development.

intelligentprosthesis；knee prosthesis；design；review

10.3969/j.issn.1006-9771.2016.09.021

R496

A

1006-9771（2016）09-1080-06

2016-03-01

2016-04-19）

1.國家“863計劃”資助項目（No.2015AA 042303；No.2015AA041002）；2.國家自然科學(xué)基金項目（No.51475314）。

蘇州大學(xué)機電工程學(xué)院，江蘇蘇州市215000。作者簡介：顧洪（1991-），男，漢族，江蘇蘇州市人，碩士研究生，主要研究方向：康復(fù)機器人。通訊作者：李偉達（1979-），男，漢族，河北泊頭市人，博士，副教授，主要研究方向：康復(fù)機器人。E-mail:hit_liweida@163.com。