CN102056579B - 用于具有小腿损伤的人士的外部行走辅助装置 - Google Patents

Abstract

一种要戴在人的腿上的行走辅助装置，其包括胫部连杆、股部部件和膝盖机构。所述股部部件在将所述装置戴在所述人的腿上时与所述人的股部接触。所述膝盖机构将所述胫部连杆可旋转地连接到所述股部部件。当所述胫部连杆与地面接触时，所述膝盖机构经配置以抵制所述胫部连杆相对于所述股部部件的旋转以防止所述人的脚接触地面并减小进入所述人的脚的地面反作用力。

Description

用于具有小腿损伤的人士的外部行走辅助装置

相关申请案的交叉参考

本申请案主张于2008年6月11日申请的标题为“用于具有小腿损伤的人士的外部人类辅助装置(EXTERNAL HUMAN ASSIST DEVICE FOR THOSE WITH LOWERLEG INJURIES)”的第61/060,791号美国临时申请案的权益，所述申请案出于所有目的而以全文引用的方式并入本文中。

技术领域

本申请案大体来说涉及在损伤后进行行走时起到辅助作用的行走辅助装置。

背景技术

拐杖是在人具有受损伤的腿或否则不能使用他的或她的腿时使用的医疗装置。常规拐杖通常具有单一自由度和两个端点。一个端点接触地面，而另一个端点与人的上身的某一部分(例如，腋窝)接触且由使用者的手来固持。常规拐杖通过允许使用者将其重量置于拐杖上从而完全绕开受损伤的腿而起作用。当前市场上存在许多不同种类的拐杖；这些拐杖在质量和人机工程支撑性上不同，且因此在价格上千差万别。两种最常用的类型是腋窝和前臂拐杖。

使用常规拐杖存在许多缺陷。使用常规拐杖的第一个缺陷是必须将整个人固持在拐杖上，由此限制此人的手用于其它目的。在使用拐杖时，极难行走、站立、坐下、开门和关门以及攀爬楼梯。使用拐杖行走和不使用拐杖行走相比要耗费大约两倍的能量。(参见，费舍尔S.V.、帕特森RP(1981)；使用拐杖走动的能量成本；理疗与康复医学集刊，62，250-56(Fisher，S.V.，Patterson，RP(1981)；Energy cost of ambulationwith crutches；Archives of physical medicine and rehabilitation，62，250-56)。)常规拐杖高度依赖于使用者的上臂力量，这对于体弱或年长的患者来说可能是个问题。常规拐杖的另一个问题是患者往往会将其体重依靠在拐杖的腋垫上，由此施加过度的压力。(参见，麦克弗尔B.、艾莉亚N.、宋C、李B.和汉农R.(2004)；拐杖诱发的腋动脉损伤；阿尔斯特医学杂志，73，50-52(McFall，B.，Arya，N.，Soong，C.，Lee，B. & Hannon，R.(2004)；Crutch induced axillary artery injury；The Ulster Medical Journal，73，50-52)。)此压力损害腋窝区中的动脉。(参见，费德曼D、伏伊契I、麦凯D、考尔科特F和尤弗莱克尔R(1995)；拐杖诱发的腋动脉损伤；心血管与介入放射学期刊18，296-99(Feldman，D.，Vujic，I.，McKay，D.，Callcott，F. & Uflacker，R.(1995)；Crutch-induced axillary artery injury；Journal of Cardiovascular and InterventionalRadiology，18，296-99)。)还可造成神经损害。(参见，“拐杖装配和行走”；北卡罗来纳大学教堂山分校：校园健康服务中心；2006；<http://campushealth.unc.edu/index.php？option＝com_content & task＝view & id＝102 & Itemid＝65>(“Crutch Fitting and Walking”；University of North Carolina at Chapel Hill:Campus Health Services；2006；<http://campushealth.unc.edu/index.php？option＝com_content & task＝view & id＝102 & Itemid＝65>)。)

一种已尝试用来替代拐杖而不是重新设计拐杖的技术发展称为“iWALKFree”。(参见，“iWALKFree高性能康复装置-不用手的拐杖”；健康检查系统；2004；<http://www.healthchecksystems.eom/i walk free.htm>(“iWALKFree High PerformanceRehabilitation Device-Hands-free Crutch”；Health Check Systems；2004；<http://www.healthchecksystems.eom/i walk free.htm>)。)此装置通过在平坦平台上以弯曲位置附接到股部同时搁在膝盖上而工作。所述“iWALKFree”具有使得不用手的优点，但是似乎迫使腿保持在单一且不灵巧的弯曲位置中。地面反作用力从受损伤的腿上的脚传出且直接传送到人的膝关节。随着膝盖弯曲，人的质心将向后移位，从而可能导致不稳定性。另外，所述iWALKfree并不含有类似膝盖的关节，从而赋予其0自由度。此“木制假腿”类型的设计导致使用者经历异常的且可能不协调的步态循环。此装置的设计有太多要改进的地方，而其存在使得人们认为拐杖需要一种替代品。

发明内容

在一个示范性实施例中，一种要戴在人的腿上的行走辅助装置，其包括胫部连杆、股部部件和膝盖机构。所述股部部件在将所述装置戴在人的腿上时与所述人的股部接触。所述膝盖机构将所述胫部连杆可旋转地连接到所述股部部件。在所述胫部连杆与地面接触时，所述膝盖机构经配置以抵制所述胫部连杆相对于所述股部部件的旋转以防止所述人的脚接触地面并减小进入所述人的脚的地面反作用力。

附图说明

参考附图阅读下文具体实施方式可更好理解本发明的这些及其它特征、方面和优点，其中在所有图式中相同的字符表示相同的部分，其中：

图1和图2描绘附接到人的腿的行走辅助装置的示范性实施例。

图3描绘行走辅助装置的另一实施例。

图4描绘行走辅助装置的另一实施例。

图5描绘具有缠绕在人的股部的一组绑带的行走辅助装置的实施例。

图6描绘具有连接连杆的行走辅助装置的另一实施例。

图7描绘具有可调整连接连杆的行走辅助装置的另一实施例。

图8描绘具有在可调整位置处与颈部连杆耦合的连接连杆的行走辅助装置的另一实施例。

图9描绘具有假脚的行走辅助装置的另一实施例。

图10描绘在其颈部连杆与假脚之间具有踝关节的行走辅助装置的另一实施例。

图11描绘具有力矩产生器的行走辅助装置的另一实施例。

图12描绘具有股部部件的行走辅助装置的另一实施例，所述股部部件具有固定长度。

图13描绘具有通过顺从性元件耦合在一起的股部连杆和股部支撑件的行走辅助装置的另一实施例。

图14描绘具有胫部连杆的行走辅助装置的另一实施例，所述胫部连杆具有固定长度。

图15描绘具有胫部连杆的行走辅助装置的另一实施例，所述胫部连杆具有通过顺从性元件耦合在一起的至少两个组件。

图16描绘经配置以定位在人的腿的后面的行走辅助装置的另一实施例。

图17描绘经配置以定位到人的腿的侧面的行走辅助装置的另一实施例。

图18是示范性行走辅助装置的等距视图。

图19是图18中描绘的行走辅助装置的侧视图。

图20描绘具有安装于股部支撑件与股部连杆之间的弹簧的行走辅助装置的另一实施例。

图21描绘具有由电动机提供动力的膝盖机构的行走辅助装置的另一实施例。

具体实施方式

根据一个示范性实施例，图1是图解说明行走辅助装置100的图式，行走辅助装置100具有在膝盖机构103处彼此可旋转地连接的胫部连杆101和股部部件102。股部部件102可配置为与人的股部109接触。在操作中，当行走辅助装置100通过其胫部连杆101与地面接触(即，站立期)时，膝盖机构103将抵制胫部连杆101相对于股部部件102的运动(即，旋转)，由此防止人的脚110接触地面并减小进入人的脚110的地面反作用力。

在一些实施例中，如图1中所示，行走辅助装置100操作使得在胫部连杆101不与地面接触(即，迈步期)时，膝盖机构103对胫部连杆101相对于股部部件102的运动(即，旋转)的抵制性小于膝盖机构103在胫部连杆101与地面接触时的抵制性。这种低抵制性允许人在行走循环的迈步期期间自由地摆动行走辅助装置100。实际上，由于膝盖机构103在站立期期间并不挠曲以旋转且在迈步期期间挠曲以旋转，因此行走辅助装置100的行为就像人的腿一样，从而允许人在不将他或她的脚110置于地面上的情况下行走。

在一些实施例中，所述膝盖机构包含允许在迈步期期间胫部连杆101与股部部件102之间的旋转运动的至少一个旋转关节。在一些实施例中，所述膝盖机构包含允许在迈步期期间胫部连杆101与股部部件102之间的运动(即，旋转)的四杆机构。在机械设计方面有经验的人可开发各种种类的膝盖机构103以在胫部连杆101与股部部件102之间形成类似膝盖的运动。

在一些实施例中，如图1中所示，股部部件102进一步包含股部连杆115和股部支撑件104，所述股部支撑件在将行走辅助装置100戴在人的腿上时与人的股部109接触。在一些实施例中，如图2中所示，股部连杆115相对于股部支撑件104的定向(由角度A所示)是固定的。明确地说，如图3中所示，角度A可界定于沿股部连杆115的中心线(其延伸穿过膝盖机构103)与沿股部支撑件104的中心线(其大约平行于沿人的股部109的中心线)之间。在一些实施例中，股部连杆115相对于股部支撑件104的定向是可调整的，此帮助人找到在行走期间的最舒适的装配状态。

在一些实施例中，如图3中所示，股部支撑件104在行走期间相对于股部连杆115轻微旋转。在一些实施例中，股部支撑件104与股部连杆115之间的相对运动具有至少1自由度。如图3中所示，角度A表示此旋转在矢状平面中的实例。对于在行动期间感觉不那么受约束的一些患者来说，可能不需要此轻微运动。在一些其它实施例中，如图4中所示，股部支撑件104与股部连杆115之间的相对运动经配置以具有由箭头113表示的至少1自由度，箭头113对应于围绕沿股部支撑件104的中心线(其大约平行于沿人的股部109的中心线)的旋转的轴。在一些实施例中，为产生进一步的舒适度，如图20中所示，股部支撑件104与股部连杆115之间的机构为弹簧加载的。在一个实施例中，弹簧130安装在股部支撑件104与股部连杆115之间以提供股部支撑件104与系统的剩余部分之间的某种顺从性。在一些实施例中，如图5中所示，行走辅助装置100进一步包含一组绑带108，所述组绑带108附接到股部支撑件104且其缠绕在人的股部109上以将股部支撑件104固定到人的股部109。

在一些实施例中，如图6中所示，行走辅助装置100进一步包含连接连杆105，其在操作中在人的膝盖112下面的位置处耦合胫部连杆101与人的腿111。在一些实施例中，如图6中所示，连接连杆105为刚性组件。在一些实施例中，连接连杆105为顺从性组件以为人产生更大的舒适度。在一些实施例中，如图7中所示，连接连杆105具有可调整长度。在一些实施例中，如图8中所示，连接连杆105在可调整的位置处与胫部连杆101耦合。此连杆提供对人的腿的额外水平的安全性或稳定性。

在一些实施例中，如图9中所示，行走辅助装置100进一步包含耦合到胫部连杆101的假脚106。在一些实施例中，如图10中所示，行走辅助装置100进一步包含介于胫部连杆101与假脚106之间的踝关节107。

在一些实施例中，如图11中所示，膝盖机构103可经液压阻尼而成为在胫部连杆101与地面接触时对胫部连杆101相对于股部部件102的移动具有抵制性，且接着成为在胫部连杆101不与地面接触时对此运动较不具有抵制性。在一些实施例中，如图21中所示，膝盖机构103由电动机131提供动力以在走动时起到辅助作用。

在一些实施例中，行走辅助装置100(如图11中所示)包含力矩产生器114，所述力矩产生器114经配置以允许膝盖机构103在迈步期期间的屈曲且抵制膝盖机构103在站立期期间的屈曲，由此允许行走辅助装置100承载人的重量且将力(例如，人的重量)传送到地面。

在一些实施例中，力矩产生器114为液压力矩产生器。根据一些实施例，力矩产生器114为液压活塞缸体，其中活塞相对于缸体的运动形成流入或流出缸体的液压流体。在操作中，可通过液压阀来控制流入或流出所述缸体的液压流体。在一些实施例中，力矩产生器114为摩擦制动器，其中人们可通过控制摩擦力矩来控制对膝盖机构103的抵制力矩。在其它实施例中，力矩产生器114为基于粘性的摩擦制动器，其中人们可通过控制流体的粘性来控制对膝盖机构103的抵制力矩。在其它实施例中，力矩产生器114为磁流变流体装置，其中人们可通过控制磁流变流体的粘性来控制对膝盖机构103的抵制力矩。所属领域的技术人员将认识到，上述装置中的任何装置可安装在本发明中，以便以与图11中所示液压阻尼器相同的方式起作用。

在一些情况下，膝盖机构103为锁定关节，当在所述锁定关节上强加垂直力时，其在站立期期间锁定(即，不弯曲)。此类型的膝盖机构描述于第3,863,274号美国专利中，所述专利出于所有目的而以全文引用的方式并入本文中。在站立期间锁定的膝盖机构的另一实例描述于第5,755,813号美国专利中，所述专利出于所有目的而以全文引用的方式并入本文中。此项技术中有经验的人可设计在站立期间锁定或起阻尼作用的所有种类的单轴或多中心膝盖机构。

在一些实施例中，如图12中所示，股部部件102将具有固定长度116。在一些实施例中，股部部件102将具有可调整长度116以适合于不同的个体。在一些实施例中，如图13中所示，股部部件102包含通过顺从性元件117耦合在一起的股部连杆115和股部支撑件104以在站立期期间吸收和过滤冲击力。在一些实施例中，如图14中所示，胫部连杆101将具有固定长度118。在一些实施例中，胫部连杆101将具有可调整长度118以适合于不同的个体。在一些实施例中，如图15中所示，胫部连杆101包含通过顺从性元件121耦合在一起的至少两个组件119和120以在站立期期间吸收和过滤冲击力。

在一些实施例中，如图16中所示，行走辅助装置100定位在人的腿111后面。在一些其它实施例中，如图17中所示，行走辅助装置100经配置以定位到人的腿111的侧面。

根据本发明的实施例，图18和图19是图解说明为评估而建造的行走辅助装置100的图式。行走辅助装置100包含在膝盖机构103处彼此可旋转地连接的胫部连杆101和股部部件102。股部部件102进一步包含股部连杆115和与人的股部接触的股部支撑件104。股部连杆115和胫部连杆101由挤压铝管制成。假脚106在弹簧作用下耦合到胫部连杆101。连接连杆105在人的膝盖下面的位置处将胫部连杆101耦合到人的腿。明确地说，连接连杆105将胫部连杆101耦合到可附接到人的脚的脚支撑件122。

在操作中，在行走辅助装置100通过其胫部连杆101与地面接触(即，站立期)时，膝盖机构103将被锁定以抵制胫部连杆101相对于股部部件102的运动，由此防止人的脚接触地面并减小进入人的脚的地面反作用力。在此情况下，膝盖机构103为当在其上强加力时锁定的(即，不弯曲)的锁定关节。如上所述，此类型的膝盖机构描述于第3,863,274号美国专利中，所述专利出于所有目的而以全文引用的方式并入本文中。在站立期间锁定的膝盖机构的另一实例描述于第5,755,813号美国专利中，所述专利出于所有目的而以全文引用的方式并入本文中。此项技术中有经验的人可设计在站立期间锁定或起阻尼作用的所有种类的单轴或多中心膝盖机构。

虽然已描述了各种示范性实施例，但所属领域的技术人员将了解在不背离本发明的较宽广揭示内容的精神或范围的情况下可按照本文展示的具体内容而对所描述的装置做众多变化和/或修改。因此，无论从哪一点来看，各种实例应被视为说明性而非限制性。一般来说，本发明既定仅由上述权利要求书的范围来限定。

Claims (33)

1.一种要戴在人的腿上的行走辅助装置，所述行走辅助装置包含：

胫部连杆；

股部部件，其包含股部支撑件，其在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时与所述人的股部接触，和连接到所述股部支撑件的股部连杆；以及

膝盖机构，其将所述胫部连杆可旋转地连接到所述股部部件的所述股部连杆，所述胫部连杆通过所述膝盖机构和所述股部连杆仅连接到所述股部支撑件，其中：

在所述胫部连杆与地面接触时，所述膝盖机构经配置以抵制所述胫部连杆相对于所述股部部件的旋转以防止所述人的脚接触地面并减小进入所述人的脚的地面反作用力。

2.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中在所述胫部连杆不与地面接触时，所述膝盖机构的对所述胫部连杆相对于所述股部部件的所述旋转的抵制性小于所述膝盖机构的在所述胫部连杆与地面接触时的抵制性。

3.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部连杆相对于所述股部支撑件的定向是固定的。

4.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部连杆相对于所述股部支撑件的定向是可调整的。

5.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部支撑件刚性地连接到所述人的股部，从而在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时防止所述股部支撑件与所述人的股部之间的相对运动。

6.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部支撑件在行走期间相对于所述股部连杆轻微旋转。

7.根据权利要求6所述的行走辅助装置，其中所述股部支撑件与所述股部连杆之间的相对运动具有至少1自由度。

8.根据权利要求6所述的行走辅助装置，其中所述股部支撑件与所述股部连杆之间的相对运动通过弹簧来提供。

9.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其进一步包含绑带，所述绑带在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时附接到所述股部支撑件并缠绕在所述人的股部上以将所述股部支撑件固定到所述人的股部。

10.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其进一步包含：

连接连杆，其在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时在所述人的膝盖下面且在所述人的踝关节上面的位置处耦合所述胫部连杆与所述人的腿。

11.根据权利要求10所述的行走辅助装置，其中所述连接连杆为刚性组件。

12.根据权利要求10所述的行走辅助装置，其中所述连接连杆为顺从性组件。

13.根据权利要求10所述的行走辅助装置，其中所述连接连杆具有可调整长度。

14.根据权利要求10所述的行走辅助装置，其中所述连接连杆在可调整位置处与所述胫部连杆耦合。

15.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其进一步包含耦合到所述胫部连杆的假脚。

16.根据权利要求15所述的行走辅助装置，其进一步包含定位在所述胫部连杆与所述假脚之间的踝关节。

17.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述膝盖机构经液压阻尼而在所述胫部连杆与地面接触时对所述胫部连杆相对于所述股部部件的移动具有抵制性，且接着在所述胫部连杆不与地面接触时对此运动具有较小的抵制性。

18.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其进一步包含：

力矩产生器，其经配置以允许所述膝盖机构在迈步期期间的屈曲且抵制所述膝盖机构在站立期期间的屈曲以允许将力传送到地面，其中所述胫部连杆在所述迈步期中不与地面接触，且其中所述胫部连杆在所述站立期中与地面接触。

19.根据权利要求18所述的装置，其中所述力矩产生器为液压活塞缸体，其中所述液压活塞缸体的抵制力可通过控制经过液压阀的流体流来控制。

20.根据权利要求18所述的装置，其中所述力矩产生器选自由如下各项组成的群组：摩擦制动器及磁流变流体装置。

21.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述膝盖机构由电动机提供动力以在走动时起到辅助作用。

22.根据权利要求18所述的行走辅助装置，其中所述膝盖机构包含至少一个旋转关节，所述旋转关节在所述胫部连杆不与地面接触时的所述迈步期期间允许所述胫部连杆与所述股部部件之间的旋转运动。

23.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部部件具有固定长度。

24.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部部件具有可调整长度。

25.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述股部部件包含通过顺从性元件耦合在一起的所述股部支撑件和所述股部连杆以在所述胫部连杆与地面接触时的站立期期间吸收和过滤冲击力。

26.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述胫部连杆具有固定长度。

27.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述胫部连杆具有可调整长度。

28.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述胫部连杆包含通过顺从性元件耦合在一起的至少两个组件以在所述胫部连杆与地面接触时的站立期期间吸收和过滤冲击力。

29.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述胫部连杆和股部部件在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时定位在所述人的腿的后面。

30.根据权利要求1所述的行走辅助装置，其中所述胫部连杆和股部部件在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时定位到所述人的腿的侧面。

31.根据权利要求20所述的装置，其中所述摩擦制动器是基于粘性的摩擦制动器。

32.一种要戴在人的腿上的行走辅助装置，所述行走辅助装置包含：

胫部连杆；

股部部件，其在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时与所述人的股部接触；以及

膝盖机构，其将所述胫部连杆可旋转地连接到所述股部部件，其中所述膝盖机构包含四杆机构，其中所述四杆机构在所述胫部连杆不与地面接触时的迈步期期间允许所述胫部连杆与所述股部部件之间的旋转运动且其中

当所述胫部连杆与地面接触时，所述膝盖机构经配置以抵制所述胫部连杆相对于所述股部部件的旋转以防止所述人的脚接触地面并减小进入所述人的脚的地面反作用力。

33.一种要戴在人的腿上的行走辅助装置，所述行走辅助装置包含：

胫部连杆；

股部部件，其在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时与所述人的股部接触；

膝盖机构，其将所述胫部连杆可旋转地连接到所述股部部件，其中：

在所述胫部连杆与地面接触时，所述膝盖机构经配置以抵制所述胫部连杆相对于所述股部部件的旋转以防止所述人的脚接触地面并减小进入所述人的脚的地面反作用力；

其中在所述胫部连杆不与地面接触时，所述膝盖机构的对所述胫部连杆相对于所述股部部件的所述旋转的抵制性小于所述膝盖机构的在所述胫部连杆与地面接触时的抵制性；以及

连接连杆，其在将所述行走辅助装置戴在所述人的腿上时在所述人的膝盖下面且在所述人的踝关节上面的位置处耦合所述胫部连杆与所述人的腿。