CN105050563A - 用于合作式地上康复的动力矫形系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种动力矫形系统，例如外骨骼(100)，其通过如下方式用于地上康复目的：按康复状况中的实时需要调适及调整，借此所述系统可最初经控制以基于预定辅助水平但所述预定辅助水平可变化、基于一或多个康复参数或经受治疗的穿戴者(109)的特定需要而通过与所述系统的操作相关联的适当变数的施加及调整，来执行用于所述穿戴者(109)的步态功能。

Description

用于合作式地上康复的动力矫形系统

相关申请案的交叉参考

本申请案主张2013年3月14日提出申请的标题为“用于地上康复的动力矫形系统(PoweredOrthoticSystemforOvergroundRehabilitation)”的第61/781,408号美国临时申请案及2013年5月3日提出申请的标题为“用于通过动力下肢矫形器康复的控制调制方法(MethodsofControlModulationforRehabilitationThroughPoweredLowerExtremityOrthotics)”的第61/819,377号美国临时申请案的权益。

背景技术

过去十年已见证对机器人康复装置的重要研究，主要归因于显著患者群体及相关联护理成本。举例来说，在美国每年有610,000人经历首次中风。2010年在美国，与中风人群相关联的总护理成本(包含直接及间接成本)估计为$539亿。尽管并非所有这些成本是由于受损步态，但显著百分比的中风幸存者具有影响其生活质量的移动性损伤。对于缺血性中风(其代表所有中风的83％)，幸存者面对显著持久损伤：出院后六个月，50％展现轻偏瘫，30％需要辅助来行走，26％在疗养院，且26％在辅助生活中心。

已开发若干个基于踏车的机器人康复装置来辅助用于具有受损步态的这些患者的步态康复过程。这些基于踏车的机器人康复装置中的一些甚至已作为部署在康复设施中的商业装置出现。机器人辅助步态康复中的当前商业领导者为由Hocoma开发的LOKOMAT。此装置为固定的身体重量支撑踏车(BWST)系统，其具有在失状平面中的经致动髋部及膝盖以及经致动向前/向后骨盆运动。大且固定的系统当前在全国各地可担负得起购买装置且牺牲空间来装纳其的几个大的研究医院中使用。LOKOMAT研究者已通过创造模拟环境且将反馈得分呈现给用户而非常努力地弥补对因不在现实世界中行走而迷失的用户的生物反馈。对类似技术的其它研究努力已追求进一步扩展用户模仿地上行走的程度。一个装置为来自特温特大学的LOPES，其包含如地上行走中所见沿向前/向后及向右/向左方向的完全骨盆定位。另一装置为来自特拉华大学的ALEX，其完全释放用户的一条腿以更好地模拟具有单腿损伤的病人(例如中风患者)的地上行走。

然而，这些系统具有许多缺点。至今，几乎所有方法一直为固定装置，其中身体重量由框架支撑，且踏车装置模拟地上运动。踏车的运动驱迫下肢运动，即使患者正尝试不移动。由此些系统促进的行走运动与在现实世界中需要的行走运动仅具有表面相似性。因此驱迫患者进一步学习一套不同技巧及能力以在借助固定系统中的一者治疗之后在正常的现实世界环境中操作。

本发明解决对如下系统的需要：所述系统可提供对现实世界情景的后续不受辅助处理所必需的促进肌肉及神经系统能力的发展的治疗辅助且克服先前方法的缺点。

发明内容

为了克服先前方法的限制，已开发了下文所描述的发明系统。特定来说，元素组合提供在通过动力矫形器进行的步态辅助中遇到的问题的解决方案的独特且新颖益处。

移动式未栓系外骨骼的进展已引起提供康复辅助同时地上行走的一新类别的辅助装置。这些系统不依赖于架空身体重量支撑且不局限于踏车；替代地，此些系统允许用户的骨骼支撑其身体重量。此类别中的一个此类装置称作由EksoBionics开发的EKSO^TM。EKSO^TM在两条腿的髋关节及膝关节处具有失状平面致动且通过移动关节(通过行走步态)而工作。其通过在关节处遵循基于位置的轨迹而经控制以产生所要行走运动。

EKSO^TM系统利用一系列控制策略及控制尺寸来调适辅助系统的操作以提供最有效康复经历。特定策略及尺寸的识别及调适以及发生调适的方式为EKSO^TM系统的发明新颖性的主要部分。

在系统的使用期间以动态方式按个体的需要调适系统而非如在其它方法中进行的设定在使用期间保持恒定的系统参数的能力具有特别价值。

本发明陈述使由外骨骼提供给人的辅助变化的方法。进一步揭示用于使得人能够恢复其平衡的方法，如用于辅助治疗师控制外骨骼的方法。

为补充地上机器人康复的总体概念，本发明集中于关键控制概念以最大化康复面貌。具体来说，本发明涵盖能够使机器人装置的辅助变化以针对对于患者的当前水平康复最好的辅助进行调适的概念。在康复早期，虚弱患者需要显著支撑才能站起来并行走。然而，随着患者变强且获得协调，康复装置应减少其辅助以驱迫患者继续改进且最大化康复努力。还包含与可变辅助算法同时发展的关键支撑概念。

附图说明

图1是说明人穿戴采用本发明的外骨骼的侧视图；

图2用图解法说明根据本发明的适应性辅助分布曲线；

图3是可变辅助的行为图；

图4是可变辅助的另一行为图，尤其具有广义校正角度；

图5是可变辅助的又一行为图，尤其具有广义校正角度及取决于关于校正角度的位置的不同行为；

图6是隧道穿刺的行为图；

图7是基于切线及矫正方向的行为图；及

图8是基于抬起/伸展提示的行为图。

具体实施方式

参考图1，具有身躯部分110及下部腿支撑件112的外骨骼100由人或穿戴者109与助行器102(在图中描绘为前臂拐杖)(包含下部地面啮合尖端101及手柄103)组合使用以行走。穿戴者109展示为具有上臂111、下臂(前臂)122、头部123及下肢124。以此项技术中已知的方式，身躯部分110可配置以耦合到穿戴者109的上身(未单独标记)，腿支撑件112可配置以耦合到人109的下肢124及致动器，所述致动器一般以125指示但实际上以此项技术中广泛地已知的方式插置于腿支撑件112的部分之间以及腿支撑件112与身躯部分110之间以用于使腿支撑件112相对于身躯部分110移位以实现穿戴者109的下肢124的移动。在一些实施例中，身躯部分110可为相当小的且包括卷绕穿戴者109的骨盆的骨盆连杆。在图1中所展示的实例中，外骨骼致动器125具体来说展示为用于使髋关节145屈伸移动的髋部致动器135及用于使膝关节150屈伸移动的膝盖致动器140。外骨骼致动器125受CPU120控制，其中CPU120以外骨骼控制领域的技术人员已知的多个方式为外骨骼控制系统的组成部分，而且根据如下文详述的本发明来操作。尽管图1中未展示，但提供与CPU120通信的各种传感器使得CPU120可监测装置、穿戴者及助行器的定向。此些传感器可包含而不限于编码器、电位差计、加速度计及陀螺仪。由于外骨骼的特定结构可采取各种形式是此项技术中已知的且并非本发明的一部分，因此本文中将不进一步详述其。

外骨骼变得越来越被接受作为具有下肢步态损伤的人的步态治疗及康复的工具。尽管对恢复在不借助外骨骼的情况下将决不能够行走的人的步态具有极大兴趣，但也存在如下增深理解：在使具有重新获得对其四肢的控制的生理能力的人的步态恢复中外骨骼可扮演重要角色。随着再生医学无疑地进展(例如，干细胞治疗)，增加比例的人群将从第一种类移动到第二种类；从仅仅将外骨骼视为运输构件到将其视为重新学习行走的构件。实现康复所需要的对外骨骼的控制可仅仅叙述为以使人站起来且借助完全控制步态的外骨骼行走开始，且接着随着其重新学习行走所需要的电动机控制且随着其重新获得力量而将越来越多的努力从外骨骼转移到人。最终，人可能够在不借助外骨骼的情况下行走。

本发明提供现有方法中一直缺乏或未恰当地应用的关键元素。显著地，按康复状况的实时需要且按通过适当变数的施加及调整经受治疗的个体的需要调适及调整的任何能力的缺乏至今已极大地限制治疗系统的效力。此调适需要以新的且不明显方式组合以提供质量治疗经历的数个分量。优选实施例并入有这些分量以及对于每一特定情形适当的新颖控制策略。

所属领域的技术人员将明白：一些分量有时比其它分量将更有效或有用，且并非所有分量可包含于优选实施例的每一变体中。此外，可存在在一种情况中可比在另一种情况中更适合的一或多个分量的各种形式。然而，一或多个分量的包含或排除或者分量或策略的特定实施方案的选择不应被视为限制本发明的范围。

一般装置控制框架

用以控制外骨骼的数个控制方案很好地记录于文献中；一般来说，控制努力为由外骨骼致动器中的一或多者施加的力或力矩以便使腿保持在所要轨迹上。轨迹可在笛卡尔或极坐标或者脚、脚踝或髋关节角度空间(具有髋部及膝盖角度轴)中表示。笛卡尔或极坐标可相对于外骨骼上的另一点(即，相对于髋部或相对于相反脚的脚位置)定义或可定义为相对于地面上的固定点的绝对位置。所属领域的技术人员将认识到，基本数学关系可用于在这些与其它类似坐标空间之间转换以用于轨迹及控制逻辑。虽然这些坐标空间中的任何者对于本发明为适当的以限制冗余，但所有我们的实例性实施例将利用关节角度空间。然而，特定空间或坐标系统的此选择不应被视为对本发明的范围进行限制。

通过实际腿位置距轨迹上的所要腿位置的距离及方向确定控制器努力。一般来说，控制器将施加努力以推动实际腿位置往回朝向所要路径且在与所要腿位置的更大偏差下施加更大努力。另外，控制器努力通常划分成两个分量：一分量与轨迹相切且一校正分量以一角度指向轨迹。本发明将控制努力分离成切线及校正分量，每一分量具有在坐标空间内的量值及方向。在控制系统技术中应很好地理解：可通过将所要力以几何方式分解成关节力矩而从机器人连杆上的已知位置施加给定力向量。

本发明集中于如何依据所要轨迹及实际腿位置确定控制努力，但不解决如何形成所要腿轨迹。

存在可用于实现地上合作步态康复的控制器设计的数个元素。本发明的元素包含但不限于以下物项：

-隧道：此描述围绕所要辅助轨迹的区域，其中所提供的辅助程度和与理想轨迹的偏差量具有比例关系。所述关系可为线性、多项式、指数、非线性或其它定制函数，且可实时经调适以符合需要。

-实时轨迹：方法按在地上行走中需要的实时腿轨迹调适合作策略。此与基于预计算步态轨迹实施合作方法的现有方法形成对比。

-所要步速：方法允许用于确定沿着切线方向的控制器努力量的所要步速。

-可变辅助：方法允许使外骨骼辅助量变化以允许外骨骼解决穿戴者在康复过程期间的变化的能力。可变康复努力基于治疗师设定连同来自用户的反馈，例如用户的平衡、安全性或步态质量。相比之下，现有康复应用不使辅助水平关于用户的平衡及安全性变化，因为通过到屋顶或地面的连接使用户稳固地接地。在关于优选实施例的又一变体中，期望治疗师不选择设定辅助值，而是让外骨骼少到不能再少地帮助通过步态周期。

-校正角度：用于轨迹偏差的典型校正策略施加正交于轨迹的校正力。在许多例子中，力施加在以除法向以外的角度施加力的情况下是更有效的。在特定情况中，可动态地修改施加角度且用于确定及施加校正力的策略为发明的适应性辅助的一部分。

-隧道穿刺：在特定情况中，例如为防止跌倒，可期望允许与所要轨迹的显著偏差。在此些情形中，可准许隧道辅助功能(隧道穿刺)的悬吊以(举例来说)将脚放在地面上，而非继续跨步。

-虚拟后壁：在一些例子中，期望防止腿慢下来太多或达到完全停止。后壁为通常沿着人的步态位置的后面移动的虚拟壁的概念。但是，如果人的腿太缓慢地走着，那么所述壁赶上且推动腿向前直到其再次以所要速度移动。

-力矩协调-在不接地的机器人系统上按所实施合作康复的独特挑战调适合作策略。特定实施例为平衡用户的腿之间的力矩以维持安全性及稳定性。相比之下，现有接地装置通常独立于另一腿而考虑每一腿。

-站立腿康复-允许在步态的站立阶段中施加合作康复辅助以用于在不借助来自踏车的额外力的情况下进行推进运动。相比之下，对合作康复的所有现有尝试已在踏车上实施，从而产生与踏车推进力且并非来自用户的推进力合作的合作算法。

-治疗反馈：为使治疗成功，对于治疗师来说理解外骨骼及患者正进行多少做功是重要的。已开发了数个方法来提供此些反馈以及何时及如何提供反馈的策略。

隧道

为确定校正控制器努力的量值，已在文献中很好地确立围绕轨迹的隧道的概念。隧道的横截面形状表示误差(实际腿位置距所要轨迹的距离)与控制努力(关节力矩)之间的关系。在简单变体中，所述关系可为线性的，但在一些变体中所述关系可为多项式形式(控制努力与误差的平方或更高幂成比例)，或其中指数可并非为整数的幂函数(即，F～e^0.7)。在优选实施例的这些版本中，还可存在有助于控制努力的项，所述项为误差的导数或积分的函数以便改进稳定性或跟踪误差；这些项在控制系统技术中很好地被理解且将不进一步论述。

在一些变体中，隧道可具有底部使得存在围绕轨迹的静带区域，其中人可在不接收任何力的情况下追踪，且此区域的宽度可由物理治疗师调整。在优选实施例的特定实施方案中，隧道可表示为一组分段划线。在其它变体中，隧道不需要围绕轨迹对称；举例来说，在抬起脚的方向上可根本不存在壁，使得患者总是可步进更高(如果其想要)。在又其它变体中，隧道形状可沿着轨迹改变。举例来说，可确定对于一类患者，接近脚趾离地且脚跟着地应更紧紧地控制其步态；接着可使隧道壁在那时更陡峭，且在摆动中期较不陡峭。

在优选实施例中，治疗师通过调整隧道的形状而控制外骨骼的行为。可通过改变控制器中的系数(此改变隧道的壁的陡峭程度-增益越高，用以使人恢复到路径的外骨骼的响应越强有力)而进行此操作。此为有用的，因为治疗师可希望约束具有极大行走困难的患者，使得其待在靠近路径处，然而治疗师可希望在其恢复中进步更多的患者在其行走方式方面具有更多灵活性。在一些变体中，还可通过增加最大可允许力或通过增加误差与力之间的方程式的阶数(例如，从线性移动到二次)或通过这些技术中的一者以上的组合实现更陡峭壁。同样地，治疗师可能够借助图形接口调整隧道形状，且在数个位置中规定形状。装置接着可从这些离散横截面产生平滑隧道。一般来说，治疗师不需要理解精确数学实施，而是仅仅理解其对外骨骼的行为进行调整的值的效应。

尽管此处在角度/角度坐标中论述，但这些相同概念通常也应用于笛卡尔(X-Y)空间且特定选择不反映对本发明的限制。

实时轨迹

现有合作康复方法的主要分量中的一者为离线计算的预定义轨迹的使用。此方法已作为BWST机器的可行选项出现，因为用户的躯干位于从脚步到脚步不改变的固定位置中(当从上面支撑用户的躯干或主动地控制躯干的位置时)。依赖于预定义轨迹的这些现有方法也取决于固定或紧紧控制的躯干位置。在移动平台的情形中，用户的躯干位置从脚步到脚步显著地变化。因此，足够谨慎地设计以适应不良姿势的任一预定义轨迹将在良好姿势期间导致过多空隙。

由于最终目标是将人重新训练到自然步态，因此对人进行过度训练是适得其反的。必须基于用户的姿势的实时反馈而主动地产生用于控制机器人装置的行为的轨迹。因此，为借助合作康复方法最好地满足移动平台的需要，其必须能够适应主动产生的轨迹。本发明的新颖方面为用以形成及调适实时轨迹的策略的发展。

许多方法可用于主动地产生轨迹，包含但不限于基于步态相位的分段计算或维持用户的平衡的优化控制器。为适应非预定义轨迹，方法必须不依赖于轨迹的未来计算来确定行为。此行为的一个变体为使用当前位置及用于产生轨迹的模型进行未来轨迹的估计的方法。

在预定义轨迹的情况下，控制器可通过找出沿着轨迹最靠近于实际腿位置的点而确定所要腿位置。在主动产生的轨迹的情况下，不存在用以找出其上的最靠近点的完全定义的路径，因此不同方法对于确定所要腿位置是必要的。

在根据本发明的优选实施例中，假定轨迹将沿相同方向以相同速率继续，那么控制器使用先前轨迹位置及当前轨迹位置来估计前面。估计未来路径允许控制器找出新的所要腿位置作为此未来路径上最靠近于实际腿位置的点。

额外变体可对新的所要腿位置从先前所要腿位置移动的距离施加最小及/或最大限制。最小限制将防止所要腿位置在步态期间完全地停止，而最大限制将防止腿步进得太迅速(此可在关于强壮患者腿的低辅助水平下发生)。

所要步速

切线控制努力的方向在所要腿位置处与所要腿轨迹相切，此已在文献中很好地确立。文献中存在用于确定切线控制努力的量值的各种方法。对于本发明，我们已产生记录腿在规定所要步速前面或后面多少的时间偏移计数器。每一控制周期，将所要腿位置的前进与所要步速进行比较以调整时间偏移计数器。切线控制努力的量值经计算作为时间偏移计数器的函数。此函数可包含线性、平方或其它多项式关系以及恒定偏移。另外，所述函数还可含有时间偏移计数器的导数及/或积分。优选实施例还取决于时间偏移计数器的正负号而使用不同函数。

时间偏移计数器与切线控制努力之间的函数关系确定在帮助腿完成脚步的过程中装置提供的辅助量。因此，可由治疗师修改此函数的各种参数以调整辅助水平。

时间偏移计数器及/或切线控制努力还可限于保持在规定范围内。当患者过度地在所要步速前面或后面时，此防止控制器努力变得太大。

可变辅助

任一合作控制策略的基本概念是允许用户偏离健康运动且仅基于所述偏差的程度而提供校正辅助。因此，不需要帮助来移动穿过所要轨迹的患者将不接收来自装置的辅助。可变辅助的概念是允许装置所提供的控制努力可调整，例如虚弱患者可获得帮助其行走所必要的显著辅助，而较强壮患者视需要获得较少辅助以校正步态缺陷。如上文所论述，控制努力包含切线及校正分量且这些分量两者的辅助水平可独立地经调整且对于每一腿是不同的。此允许治疗师具有调整装置施行正确步态的紧密程度(关于校正辅助水平)及使脚向前移动通过步态必需的帮助量(关于切向辅助水平)的能力。

在现有BWST实施方案中，辅助贯穿步态维持恒定。可完成此，因为如果用户需要比装置可提供的更多的辅助(归因于碰上脚趾或不足够的用户力量)，那么装置关断且将用户锁定于当前位置中使得用户从身体重量支撑件安全地悬挂。此由于在行走时锁定的明显担忧而并非移动平台中的可接受失败情景。直到现在，没有BWST控制策略提供对于在移动平台上使用来说将为可接受的替代失败响应。在移动应用中，并非所有装置姿势向用户呈现相同风险或益处。因此，发明性方法基于用户的状态而使辅助分布曲线变化。一种形式的优选实施例基于用户所经受的安全风险而使辅助分布曲线变化，这是因为跌倒为最大风险。实施例使辅助分布曲线变化以允许用户在处于可能不安全状态中时具有较少余地偏离。实现此效果的一种方法为具有用以评估用户的姿势的安全性的平衡分类得分以使辅助水平变化。

其它变体可包含但不限于额外得分方法，所述方法基于用户的安全性(归因于除跌倒以外的风险或归因于步态质量的得分)。在此最后一情形中，装置可通过将关节角度与所要轨迹进行比较且产生总体得分(举例来说所要轨迹与实际轨迹之间的误差的均方根)而测量人步态的质量。如果得分为高，那么机器可减少辅助量直到得分降到最小可接受水平。此水平可由治疗师设定。方法的额外变体可提供在基于训练例程的治疗期的开始调适一次的固定调适。又其它变体可以非统一方式实施调适使得其以不同于另一侧的方式调整量变曲线的一侧。

所属领域的技术人员将认识到，在不限制本发明的范围的情况下可应用替代方法以确定所需要的辅助量及种类且可使用替代方法来测量相关参数。

这些变体可取决于情景而调适校正及/或切线控制增益。优选实施例追求通过如下方式减少系统的复杂性：总是将校正控制努力保持在最大增益且允许治疗师及系统使切向辅助变化，借此提供始终施行正确步态且减少系统及治疗师必须记录的变化量的良好平衡。

在关于优选实施例的又一变体中，期望治疗师不选择一组辅助值，而是让外骨骼少得不能再少地帮助通过步态周期。此变体在让治疗师花费较少时间调整外骨骼同时允许外骨骼需要来自患者的可能最大做功方面具有明显效用。在最简单变体中，外骨骼控制器可缓慢地减少上文所提及的增益Kp直到步态的质量降级到最小可接受水平。然而在实践中，有必要实施更复杂调适规则。

基于实验，已发现参数的良好选择为如下：

1.将沿着轨迹在时间上的前进速率与理想前进速率进行比较。

a.较快地移动通常减少机器所提供的辅助。

b.较慢地移动通常增加机器所提供的辅助。

2.将沿着路径的切向力考虑在内。借助大切向力推动腿向前，期望前进速率较快，因此辅助偏向于增加。与大的负切向力(抵抗向前前进)类似地，辅助偏向于减小。

3.考虑当前位置与所要位置之间的距离。如果前两个度量趋于减小辅助，那么使减小量随着当前位置与所要位置之间的距离变大而按比例减少。

图2用图解法说明根据本发明的外骨骼调适规则。在轮廓曲线图中报告的值为依据四肢相对于轨迹的切向力及速度(其在调适之前经重新缩放且因此不具有单位)而提高(正)或降低(负)辅助的量。当切向力为大且正而且人远远落后于轨迹时最迅速地增加调适。在优选实施例中，通过调整使切线方向的辅助与位置误差相关的比例项(Kp)而增加或减小辅助。在优选实施例中，其它控制器增益(即，Kd或微分增益)接着随着Kp缩放以使控制器稳定。

所属领域的技术人员将认识到，可在不限制本发明的范围的情况下应用替代方法以估计所需要的控制力向量。在优选实施例的最简单形式中，所估计力仅仅为由外骨骼施加的关节力矩的运动学合力，即，其不计及外骨骼连杆自身的重量及动力。然而，在其它变体中，外骨骼可通过直接测量力或通过测量外骨骼的运动且估计外骨骼的动态效应或通过两种方法的组合来估计外骨骼与人之间的力。此变体更复杂，但其允许力更准确地施加到人，且在外骨骼将用于需要很少校正的具有最小步态缺陷的患者时可为优选的。

在优选实施例的替代变体中，提供基线设定使得治疗师可将外骨骼所提供的辅助重新缩放。由于外骨骼通常不知晓人的重量或条件，因此针对较重的人可需要较大辅助水平，即使其具有比较轻的人更多的剩余力量。此可为令人困惑的。提供为患者设定基线的方式及任意地将所述基线标记为100％(或某一其它标称值，例如1或10)及相对于所述基线进行计数可使显示更简单。外骨骼自身不需要改变所提供的辅助，而是其可仅仅将辅助的显示重新缩放。

在一个变体中，基线的设定可为自动化的。通过实验已发现，取得在五步内的切向力的最大值提供良好基线值(尽管一步或十步或任一方便数目的最大值将为切实可行的替代实施例)。在实践中，治疗师可仅仅按压用户接口上的按钮，且外骨骼接着将取得最后五步的最大值且使用此作为基线。此有时描述为“皮重”功能或对外骨骼“定皮重”。

校正角度

图3图解如上文所论述而表现的基本可变辅助系统。脚趾的轨迹201展示于髋部/膝盖角度的参数坐标中。由于总的来说与腿相比较脚踝与脚趾之间的相对运动较小，因此这些技术同样应用于追踪脚踝或脚上的任一其它点。所要脚趾位置由202给出，且六个假设实际脚趾位置通常由210指示，且还用图解法展示由控制系统产生的力220。控制系统基本上以同一方式表现而不管无论脚趾是在所要位置前面(即，在区域212中)还是在所要位置后面(区域211)。

通过广泛实验，确立了当前技术水平不足以控制患者的步态。发现且在图4中说明更一般实施方案。如果区域212(在目前所要位置的前面)及211(在目前所要位置的后面)不保持为与路径的局部切线成90度，而是为校正角度γ，那么用于返回到轨迹的力平行于此校正线(130)。随着校正角度变得非常小，人必须几乎精确地沿着路径移动以便前进(这是因为校正力将趋于沿着路径驱动人向后)。

然而，优选实施例具有进一步改进，图5中所图解。此处，力的角度在校正线230的任一侧上是不同的，其中在校正线前面的点具有平行于校正线施加的力且在校正线后面的力具有沿所要位置的方向施加的力。此变体的优点在于：当患者在所要位置202后面时，给予患者一些辅助以到达所要位置202。由于此辅助，患者较不可能向后移动(此为与图4的方法相关联的问题)。还应组合此改进与其中不允许所要目标位置沿着轨迹向后移动以用于最大效应的变体。发现70度的校正角度是尤其有效的。90度的校正角度(此类似于图3中的方法)可允许非常散漫的行走。具有(举例来说)膝盖力量但具有极少髋部力量的患者可根据所要轨迹弯曲其膝盖且外骨骼将提供正确地移动臀部所必需的做功。尽管此将完成步进的近似行动，但其实际上不促进较长期康复目标(其需要患者锻炼其所具有的髋部肌肉)。大约70度的校正角度将通过要求其髋部肌肉的一些使用来前进而完成此。在幅度的另一端，已用实验方式发现，小于45度的校正角度充分地具限制性，使得甚至健全测试者不可能在每一步如此紧密地匹配所要轨迹时行走。

隧道穿刺

这些系统的又一问题为：患者偶尔具有在脚步的中间平衡的困难且想要将其脚放回到地板上以稳定其自身。所有前述系统将与患者作斗争直到脚步的结束，其中路径允许患者将其脚放在地面上。取决于患者及外骨骼的力量，患者不可能克服外骨骼中间脚步且将其脚放在地面上。此为让患者忧虑的，且可被视为危险。

在一个变体中，当膝盖角度误差超过最大阈值时，控制器认识到患者正尝试将其脚放回到地面上(这是因为伸展膝盖为在生物力学上我们将我们的脚放在地面上的方式)。在优选实施例中，参考图6，条件为更复杂的：当力220在指向上的45度内且距离误差252大于阈值时，控制器认识到患者正尝试将其脚放回到地面上。接着控制器可通过转变到鼓励脚回到地面的模式、终止步进动作、改变轨迹以迅速地与地面交叉或若干个其它等效方法中的任一者而将脚放回到地面上。

在其它变体中，角度可为较大的，甚至180度，在所述情形中如果误差简直太大，那么外骨骼将中止脚步。显然，关于膝盖角度的阈值为检测人的此意图的唯一一个可能方法。控制器还可对沿垂直笛卡尔轴的距离或对垂直力或膝盖力矩赋予阈值(尽管针对上文所描述的控制器中的许多者存在力与位置误差之间的一对一关系，但因此在阈值的重新缩放的情况下，这些条件可为等效的)。此外，控制器可将通过脚步前进的时间考虑在内，或甚至建构为膝盖角度的百分比的阈值使得阈值自身并非恒定的。将注意，存在可用于适应计划外患者动作的数个方法，且对实施例中的特定方法的选择不应被理解为限制发明性系统。

虚拟后壁

在地上步态训练中，当人(由于筋疲力尽或缺乏肌肉协调)未能前进通过摆动周期的一部分时出现困难。在如上文所论述的BWST中，外骨骼可能简单地停止；在地上步态训练中，停止可使人处于并非静态地稳定的配置中且可不允许治疗师与其一起工作以使装置恢复到稳定配置。在这些情形中，装置需要完成人的摆动轨迹。此通常由计算沿着脚的轨迹移动的虚拟后壁的控制器完成。所述壁可经设定而以最小速率跟随人穿过摆动轨迹(可能在经延迟出发之后)且倘若人停止向前前进，那么壁将“赶上”，从而沿着路径驱迫其脚以确保完成摆动周期。在优选实施例中，后壁的速度及/或其在出发之前延迟的量可由治疗师设定。

来自后壁的控制努力量为后壁与所要腿位置之间的距离的函数。后壁控制努力将添加到切线控制努力且沿与切线控制努力相同的方向。后壁控制努力可为线性、多项式或幂函数且还可包含基于从后壁到所要腿位置的距离的导数及/或积分的项。

可结合针对如上文所论述的不合意情景调整控制器增益的装置实施后壁概念。

力矩协调

此类型的地上装置呈现来自当前技术水平的BWST装置的明显新的控制问题。这些BWST装置容易地协调脚上的力与髋关节及膝关节力矩，因为每一腿机械地独立于另一腿。针对这些系统，用户的躯干通过身体重量支撑系统接地且装置的髋部接地到主要结构。因此，系统硬件呈现与两个独立两连杆机器人操纵者相同的问题。

然而，在移动平台中，两条腿并非独立的，这是因为到接地的唯一连接为站立脚。优选控制方法将协调整个系统的力以保证一条腿不干扰另一条腿且其不使用户不稳定。

此概念的一个实施方案用于站立腿以控制躯干角度而非髋部角度。此以未知髋部运动为代价保证躯干稳定性。此实施方案将需要以上基于轨迹的控制器在摆动(髋部及膝盖角度)及站立(躯干及膝盖角度)期间在不同坐标空间中操作。或者，以上控制概念可在摆动期间而非在站立期间适用。

此力协调的另一变体为从一侧髋部到另一侧的力矩平衡。简单估计清楚，如果存在从用户的髋部抵抗用户的躯干的刚性身体的力矩不平衡，那么用户的躯干的刚性身体将向前或向后加速。因此，系统必须将在系统的从动侧上的髋部力矩调节为与另一侧髋部的所计算力矩相等且相反。此情形的一些其它变体可包含但不限于髋部调节到两侧之间的最小差异，既不是髋部为主要的且总体输出经缩放以调节所计算误差的量值也不是刚好延伸超过髋部以也包含其它关节。

移动平台还具有多于传统硬件的结构柔性，因为其已经优化以用于大小及重量减少。此柔性引入当前BWST装置(其通常使用大的僵硬腿)未解决的另一实施问题。因此，在又其它变体中，可将移动系统的结构柔性考虑在内，同时计算上文所提及的平衡力。此可通过估计由装置致动器产生的力矩或通过直接测量装置结构上的负荷(举例来说，借助应变规)或甚至测量人机或机器环境相互作用力来完成以便更好地理解装置结构的变形。

站立腿康复

用于移动平台的控制方法的又一方面为：辅助可以独特方式提供给站立腿。在现有康复装置中，站立腿正从装置接收辅助但以非常不同于地上行走的方式。首先，站立腿由于身体重量支撑而并非完全负荷的。其次，腿在将力量引入到站立腿的动力踏车(因为其相对固定躯干移动)上。

地上平台允许站立腿因重力而完全地负荷且不引入任何外部力量源，直接在关节处的电动机除外。因此，存在可提供合作康复辅助给站立腿的不同动作(包含推进或支撑动作)的方法的实施方案。在优选实施例中，步态的此相位的辅助分布曲线(轨迹及坐标空间)可不同于摆动腿的辅助分布曲线。此为预期的，因为站立腿通常由高力矩及低速度机动定义。在特定于中风应用的其它变体中，受影响较少的腿可在站立期间需要支撑来承受外骨骼的重量。由于这些差异，单独参数可提供给治疗师以在站立及摆动期间提供单独可变辅助响应。

此并非与BWST相关联的问题，因为外骨骼从外部结构悬挂。在最简单实施例中，装置可仅仅锁定站立腿膝盖。在更复杂实施方案中，装置可计算必须施加到站立腿以抵消装置的重量的力矩。一般来说，应注意，摆动腿的康复更紧密地类似上肢的康复，因为四肢在运动学上为主要涉及开放空间中的运动的开放链。然而，在行走期间的站立腿具有非常不同的功能，且上肢康复及BWST的技术通常不适用。站立腿最好可被认为是重量承受支撑件，其中围绕膝盖的肌肉使腿稳定且髋部肌肉群推进身体。在此上下文中，用于地上康复的策略集中于对施行这些功能的站立腿产生一组相互作用力的外骨骼。在优选实施例中，外骨骼可直接测量人机相互作用力以便更好地排斥来自外骨骼的扰动。用于双足机器人行走的现有文献针对站立腿使用目标力而非上文所描述的位置轨迹。优选实施例将类似平衡及推进概念用于这些双足站立力且将能够依据这些力使辅助变化。

治疗反馈

为使治疗成功，治疗师理解外骨骼及患者正进行多少做功是重要的。在优选实施例中，完全就外骨骼所进行的做功来说做出此估计。在进行许多实验的情况下，已确立最好向治疗师呈现沿着路径的方向(切线反馈)及正交于路径(校正反馈)完成步骤所需要的力的单独测量；图7中用图解法指示这些方向。

通过根据以下公式对两个方向上的力求积分而产生这些估计：

其中％前进为沿着路径的长度的前进百分比，HS为当摆动循环结束时的脚跟着地点，且TO为当摆动循环开始时的脚趾离地。重要的是积分是关于前进而非时间，因为患者可在步态周期期间暂停且如果积分在此时间期间继续累积那么估计是不准确的。本质上，此处的估计类似于在步态周期期间进行的机械做功的测量。

在优选实施例中，记录并显示在任何一个控制周期内的切向力的最大值。已发现此最大值为给定患者所需要的最小辅助水平的良好指示。因此，治疗师可使用此作为校准方法—治疗师可使患者在完全辅助下行走，记录最大值且将外骨骼所提供的辅助减小到所述水平。

在优选实施例的变体中，提供进一步反馈以在脚步期间提示治疗师患者是否有困难。在此变体中，外骨骼将提供描述人完成脚步需要做什么的消息。此为必需的，因为通过看人的腿及外骨骼，人需要移动以便回到轨迹的方向通常并非明显的。

在此变体中，消息将由外骨骼口头地或可听见地产生。此消息还可为显示给用户接口的文字；在最简单变体中，用户接口仅仅取决于患者需要移动其腿的方向而给出建议“抬起”或“伸展”。可通过各种方法进行确定患者有困难，例如当校正错误变大或腿未能以最小速率前进穿过脚步时。图8说明确定将显示什么消息的一种方法。举例来说，如果检测到患者有困难，那么外骨骼基于参数空间中的轨迹上的位置而选择将显示的消息。在一些变体中，可需要给治疗师的反馈来通知治疗师患者何时已完成脚步。通常治疗师的视野可被装置遮蔽且其可能不确定患者的脚是否已到达地面，因为行进穿过脚步的速率并非固定的。因此，装置可在用户接口上或(在优选实施例中)用可听音调提供确认。

基于上文，应容易地明了，本发明提供执行动力矫形系统的穿戴者的地上康复，所述动力矫形系统基于经受治疗的穿戴者的一或多个康复参数或特定需要(其可被感测到或输入)通过与系统的操作相关联的适当变数的施加及调整而使得预定辅助水平能够通过许多不同控制情景适应性地变化。系统可经配置以自动做出适应性修改或可通过例如来自穿戴者或康复治疗师的远程输入变更系统操作。在任一情形中，尽管已就具有关于特定元素的变体的优选实施例来说描述了本发明，但所属领域的技术人员将认识到，可做出各种改变及/或修改以符合特定应用的特定需要。类似地，可在不变更或删减本发明的精神的情况下并入其它变体。

Claims (48)

1.一种对动力矫形系统的穿戴者执行地上康复的方法，所述方法包括：

最初确立所述动力矫形系统以基于预定辅助水平而执行用于所述穿戴者的步态功能；及

基于所述穿戴者的康复参数而使所述预定辅助水平适应性地变化。

2.根据权利要求1所述的方法，其中由与所述穿戴者一起工作的康复治疗师使所述预定辅助水平选择性地变化。

3.根据权利要求2所述的方法，其进一步包括：

估计所述穿戴者完成步态周期的至少一个脚步所需要的力；及

将基于在所述步态周期期间的所述力的指示符呈现给所述康复治疗师。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述指示符为在所述步态周期期间的切向力的积分。

5.根据权利要求3所述的方法，其中所述指示符为在所述步态周期期间的正交力的积分。

6.根据权利要求3所述的方法，其中所述指示符为在所述步态周期期间的切向力的最大值。

7.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括：

感测所述穿戴者在使用所述动力矫形系统期间所做的操作努力；及

基于所述操作努力而使所述预定辅助水平变化。

8.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括：

感测在使用所述动力矫形系统期间的操作移动；及

基于所述操作移动而使所述预定辅助水平变化。

9.根据权利要求1所述的方法，其中由所要辅助分布曲线确立所述预定辅助水平，且使所述预定辅助水平适应性地变化包含形成围绕所述所要辅助分布曲线的隧道区域。

10.根据权利要求9所述的方法，其中形成所述隧道区域包含：

a.界定所要辅助轨迹；

b.沿着所述所要辅助轨迹界定一或多个分段；

c.将与距所述所要辅助轨迹的距离成比例的函数指派给所述分段中的每一者。

11.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含提供实时轨迹。

12.根据权利要求11所述的方法，其中提供所述实时轨迹包含：

a.沿着轨迹确定先前位置；

b.沿着所述轨迹确定当前位置；

c.沿着所述轨迹确定前进速率；

d.依据所述先前位置、所述当前位置及所述速率估计未来轨迹。

13.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含提供所要步速。

14.根据权利要求13所述的方法，其中提供所述所要步速包含：

a.基于所要步速而计算所要腿位置；

b.维持时间偏移计数器，所述时间偏移计数器为实际腿位置与所要腿位置之间的差；及

c.提供切向辅助，所述切向辅助为所述时间偏移计数器的函数。

15.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含提供可变校正角度。

16.根据权利要求15所述的方法，其中提供可变校正角度包含：

a.沿着轨迹确定所观察到的关节角度与所要关节角度之间的误差；

b.依据所述误差计算得分；及

c.调整辅助水平直到所述得分降到可接受水平。

17.根据权利要求16所述的方法，其中通过调整使轨迹误差与辅助相关的增益参数而调整所述辅助水平。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述得分包含对用户的平衡站立的安全性的估计。

19.根据权利要求15所述的方法，其中所述可变校正角度不正交于所述动力矫形系统的运动轨迹。

20.根据权利要求19所述的方法，其中所述可变校正角度与所述运动轨迹成小于90度且大于或等于45度。

21.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含动态地修改所要轨迹。

22.根据权利要求21所述的方法，其中动态地修改所述所要轨迹包含：

a.识别其中与所述所要轨迹的显著偏差为适当的条件；

b.确定何时存在所述条件；及

c.根据预定计划修改所述所要轨迹以用于对所述条件做出响应。

23.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含确立虚拟后壁。

24.根据权利要求23所述的方法，其中确立所述虚拟后壁包含：

a.计算跟随所述穿戴者的路径的轨迹的拖尾后壁；

d.允许所述拖尾后壁沿着所述路径推进，即使所述穿戴者减少乃至停止沿着所述路径的前进；

e.识别所述后壁的位置与所述穿戴者的位置完全相同时的条件；及

f.修改施加到所述穿戴者的辅助力以驱迫沿着所述路径的继续运动。

25.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含协调所述穿戴者的腿之间的力矩。

26.根据权利要求25所述的方法，其中协调所述力矩包含：

a.识别将导致所述动力矫形系统的躯干的不利运动的所述动力矫形系统的髋关节之间的不平衡条件；及

b.调整所述髋关节中的扭力以平衡力。

27.根据权利要求1所述的方法，其中使所述预定辅助水平变化包含在步态周期的站立阶段中提供腿康复辅助。

28.根据权利要求27所述的方法，其中在站立阶段中提供腿康复辅助包含：

a.根据运动阶段确定使站立腿稳定所需要的第一力；

c.测量由所述穿戴者施加到所述动力矫形系统的第二力；

d.基于所述第一及第二力而计算辅助所述穿戴者使所述站立腿稳定所需要的第三力；及

e.通过给所述矫形系统提供动力而提供第四辅助力。

29.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括：将反馈提供给治疗师。

30.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括：将呈听觉或视觉显示反馈的形式的反馈提供给所述穿戴者。

31.一种控制包含外骨骼的地上动力下肢矫形器的方法，所述外骨骼具有：躯干部分，其可配置以耦合到人的上身；至少一个腿支撑件，其可配置以耦合到所述人的第一下肢，所述至少一个腿支撑件包含至少在髋关节处可旋转地连接到躯干连杆的大腿连杆及在膝关节处可旋转地连接到所述大腿连杆的小腿连杆；至少第一致动器，其用于控制所述髋关节的运动；及至少第二致动器，其用于控制所述膝关节的运动；及多个传感器，其用于监测所述外骨骼，所述方法包括：

计算所要腿轨迹；

依据从所述多个传感器接收的信号估计当前腿定向；

计算所述所要轨迹与所述当前腿定向之间的位置误差；

基于所述位置误差而计算校正动作；及

通过至少所述第一及第二致动器赋予校正动作。

32.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：

通过用户接口给治疗师提供至少一个辅助参数；及

基于所述位置误差及所述至少一个辅助参数两者而计算所述校正动作。

33.根据权利要求32所述的方法，其进一步包含提供第二辅助参数，其中当脚与支撑表面接触时使用一个辅助参数且当所述脚不与所述支撑表面接触时使用另一辅助参数。

34.根据权利要求31所述的方法，其进一步包含：在笛卡尔空间中计算所述误差，且

(1)如果所述位置误差在与所述所要腿轨迹相切的线的预定角度内，那么沿着所述预定角度朝向所述所要腿轨迹引导所述校正动作；及

(2)如果所述位置误差在与所述所要轨迹相切的所述线的所述预定角度之外，那么沿着从所述当前腿定向到所述所要腿轨迹上的目前位置的线引导所述校正动作。

35.根据权利要求34所述的方法，其中所述预定角度小于90度。

36.根据权利要求35所述的方法，其中所述预定角度为70度。

37.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：当由所述致动器产生的力超过设定阈值且所述力的方向大体向上时，那么通过修改所述所要腿轨迹而做出响应以更迅速地与支撑表面相交。

38.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：

基于沿着所述所要腿轨迹的最小速率前进而确立移动的虚拟后壁，及

当所述虚拟后壁到达所述当前腿定向时增加所施加辅助。

39.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：

从所述多个传感器估计当前腿速度；

计算所要轨迹速度与所述当前腿速度之间的速度误差；

基于所述位置误差及所述速度误差而计算至少一个控制器增益；及

使用所述控制器增益计算所述校正动作。

40.根据权利要求31所述的方法，其进一步包括：

从所述多个传感器估计当前腿速度；

计算所要轨迹速度与所述当前腿速度之间的速度误差；

通过所述第一及第二致动器及控制系统控制所述至少一个腿支撑件以遵循所述所要腿轨迹；

计算与所述所要腿轨迹、所述当前腿定向及所述当前腿速度的定向及速度的至少一个轨迹误差；及

基于所述轨迹误差而改变所述控制系统中的至少一个增益，使得所述动力下肢矫形器提供实现所要步态质量所需要的最小辅助。

41.根据权利要求40所述的方法，其中所述所要步态质量由治疗师命令，所述方法进一步包括：提高所述步态质量以在增加所述至少一个增益之前准许较小轨迹误差。

42.一种包含外骨骼的地上康复动力矫形系统，所述外骨骼包括：

躯干部分，其可配置以耦合到人的上身；

至少一个腿支撑件，其可配置以耦合到所述人的第一下肢，其中所述至少一个腿支撑件包含至少在髋关节处可旋转地连接到躯干连杆的大腿连杆及在膝关节处可旋转地连接到所述大腿连杆的小腿连杆；

第一致动器，其用于控制所述髋关节的运动；

第二致动器，其用于控制所述膝关节的运动；

多个传感器，其用于监测所述外骨骼；及

控制器，其经配置以响应于来自所述多个传感器的信号而用适应性可变辅助水平控制所述第一及第二致动器。

43.根据权利要求42所述的动力矫形系统，其进一步包括：用于将所述外骨骼的操作参数传达给康复治疗师的指示符，其中所述控制器经配置以从所述康复治疗师接收适应性辅助信号。

44.根据权利要求42所述的动力矫形系统，其进一步包括：用于将反馈提供给所述人的听觉或视觉显示。

45.根据权利要求42所述的动力矫形系统，其中所述控制器：

a.经配置以界定所要辅助轨迹；

b.经配置以沿着所述所要辅助轨迹界定一或多个分段；及

c.经配置以将与距所述所要辅助轨迹的距离成比例的函数指派给所述一或多个分段中的每一者。

46.根据权利要求42所述的动力矫形系统，其中所述控制器：

a.经配置以沿着轨迹确定先前位置；

b.经配置以沿着所述轨迹确定当前位置；

c.经配置以沿着所述轨迹确定前进速率；

d.经配置以依据所述先前位置、所述当前位置及所述速率估计未来轨迹。

47.一种包含外骨骼的地上康复动力矫形系统，所述外骨骼包括：

躯干部分，其可配置以耦合到人的上身；

至少一个腿支撑件，其可配置以耦合到所述人的第一下肢，其中所述至少一个腿支撑件包含至少在髋关节处可旋转地连接到躯干连杆的大腿连杆及在膝关节处可旋转地连接到所述大腿连杆的小腿连杆；

第一致动器，其用于控制所述髋关节的运动；

第二致动器，其用于控制所述膝关节的运动；

多个传感器，其用于监测所述外骨骼；及

控制器，其经配置以计算所要腿轨迹，依据从所述多个传感器接收的信号估计当前腿定向，计算所述所要轨迹与所述当前腿定向之间的位置误差，基于所述位置误差而计算校正动作，且通过至少所述第一及第二致动器赋予校正动作。

48.根据权利要求47所述的动力矫形系统，其进一步包括用于给治疗师提供至少一个辅助参数的用户接口，其中所述校正动作基于所述位置误差及所述至少一个辅助参数两者。