CN115089444A - 促进步态改善的方法 - Google Patents

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斯特凡诺·马尔科·马里亚·德罗西
凯瑟琳·伊丽莎白·奥唐纳
耶云·巴
艾伦·托马斯·阿斯贝克
肯尼斯·G·霍尔特
康纳·詹姆斯·沃尔什
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Abstract

在至少一些方面，本发明包括一种辅助柔性套服的构造方法，所述方法包括以下操作：人穿戴辅助柔性套服；当人在第一受控运动环境中运动时，监测所述辅助柔性套服的至少一个传感器的输出；使用所述至少一个传感器的输出，识别至少一个预定步态事件；调整至少一个致动器的致动曲线；且继续进行上述监测操作、识别操作和调整操作直至所述至少一个致动器的所述致动曲线产生关于所述至少一个关节的有益力矩以促进步态改善。然后，将所述至少一个控制器设定用来实施所述致动曲线。

Description

促进步态改善的方法
本申请是申请日为2014年12月3日、发明名称为“帮助人移动的 辅助柔性套服、柔性套服系统及它们的制造和控制方法”的申请号为 201480075110.2专利申请的分案申请。
相关申请的交叉参考和优先权要求
本申请要求于2013年12月9日提交的题目为“柔软的可穿戴辅助 柔性套服、辅助装置以及相关系统(Soft,Wearable Assistive flexible suits, Assistive Devicesand Related Systems)”的61/913863号美国临时专利申 请；2014年1月16日提交的题目为“柔软的可穿戴辅助柔性套服、辅助 装置以及相关系统(Soft,Wearable Assistiveflexible suits,Assistive Devices and Related Systems)”的61/928281号美国临时专利申请；2014 年9月9日提交的题目为“用于辅助移动受限人的辅助柔性套服(Assistiveflexible suit For Assisting People With Limited Mobility)”的62/048076 号美国临时专利申请；2014年9月19日提交的题目为“用于步态辅助的 辅助柔性套服及其控制(Assistive flexible suit for Gait Assistance and Control Thereof)”的62/052562号美国临时专利申请；2014年2月5日 提交的题目为“用于辅助发育迟缓幼儿行走的多机器人信息物理系统 (Multi-robot Cyberphysical System for Assisting Walking inDevelopmentally-Delayed Toddlers)”的61/936162号美国临时专利申请； 2014年4月10日提交的题目为“膝外骨骼和下坡行走装置(Knee Exoskeleton and Downhill WalkingDevice)”的61/977880号美国临时专 利申请；2014年4月17日提交的题目为“用于辅助下肢的辅助柔性套服 (Assistive flexible suit for Assisting the Lower Body)”的61/980961号 美国临时专利申请；和2014年5月30日提交的题目为“用于辅助人运 动的柔软外骨骼(Soft Exosuit for Assistance with Human Motion)”的 PCT/US2014/040340号国际专利申请的优先权，各前述申请的全部内容 以引用的方式并入本文。
技术领域
一般地，本发明针对用于辅助人运动的系统、方法和装置。更特别 地，本发明的各方面针对这样的系统、方法和装置：通过被动地和/或主 动地将辅助能量或抵抗能量(视情况而定)添加至一个或多个运动来提 供运动辅助(例如恢复更加自然的运动)并减少运动(例如行走)期间 消耗的能量。
背景技术
根据美国人口普查局的美国残疾人报告(2010)，大概3060万15岁 及以上个体(美国人口的12.6％)在与下肢的步行活动关联的方面受到 限制，其中包括行走困难。大致2390万人(美国人口的9.9％)难以步 行四分之一英里，这其中包括根本无法进行此项活动的1310万人。这代 表着重大的医护、社会和经济问题，因为这些人处于发生并发疾病、健康状况迅速衰退的重大风险之中并且面对着与融入社区并重新加入劳动 力人口相关的重大挑战。帕金森病(“PD”)和中风等神经障碍是大量且 日益增长的这一部分人口的重要因素。全世界估计5百万人患有PD，其 中约一百万生活在美国，并且患有PD的个体数量从2005年至2030年 有望加倍。每年，美国有超过795000人罹患中风，这些中风中的约87％ 是缺血性的(血栓形成的和栓塞形成的)。缺血性中风30天致死率约10％， 意味着剩余的90％将带有残疾地生活，造成了当今7百万以上中风幸存 者生活在美国。这两种疾病给美国带来的花费是重大的，估计每年因中 风而花费386亿美元且因帕金森病而花费230亿美元。肌肉萎缩、小儿 麻痹、多发性硬化(MS)、肌萎缩侧索硬化(ALS)、脊髓损伤、脑性瘫 痪或与年龄有关的退化等障碍也呈现出不同程度的运动受损。ALS等一 些障碍带来随时间改变并恶化的日愈严重的运动受损问题。
关于中风患者，许多患者能够步行，但是由于踝背屈和跖屈弱化以 及在髋屈伸期间运动减少而导致以缓慢的、容易导致疲劳的步态模式挣 扎地移动。从大脑中动脉(MCA)缺血性中风恢复的人通常遭受下肢能 力减弱，表现出轻度偏瘫和有限的耐力。
遭受严重四肢创伤(包括多发创伤)的患者通常将经受大型整形手 术来修复损坏的骨骼和软组织(包括周围神经)以试图使他们能够独立 行走。影响患者活动性的其它损伤机制包括轻度TBI(协调运动损失)、 重度TBI(肌力产生能力损失)、中风和其它神经障碍。
迫切需要对具有活动性损伤的人进行有效干预，所述损伤包括但是 不限于由帕金森病、中风、肌肉萎缩、小儿麻痹、多发性硬化(MS)、 肌萎缩侧索硬化(ALS)、脊髓损伤、脑性瘫痪和/或与年龄有关的退化造 成的损害。以由PD和中风造成的损害作为说明性示例，这些疾病具有 不同的潜在原因和表现，但是带来类似的并发疾病和对生活质量的影响。即便对PD患者进行医学和手术干预，他们仍将面对活动性随着时间的 推移而退化，这造成独立性损失和健康相关生命质量(HRQoL)下降。 行走退化可能是导致HRQoL下降的最重要的单个因素。在一项研究中， 一年周期中每天行走的步数(效应量＝0.28)的显著减少(12％)突显出 伴随疾病进展而发生的行走能力的迅速下降。在中风中，大脑中动脉 (MCA)梗塞是脑缺血的最常见部位。大部分人经历物理治疗后恢复一 部分行走能力；然而，他们通常需要刚性支架(踝足矫正器)和各种形 式的辅助装置(即，助行器和手杖)，这限制了步行效率。行走是缓慢的、 劳动密集的和低效率的，大部分中风后患者的步行速度慢于约0.8米/秒。
中风后行走速度受限能够将个体局限于家中且将限制其重新融入社 区。因此，不足为奇的是，行走功能的恢复是多数中风幸存者康复的最 终康复目标并且是大量康复研究的焦点。然而，对大多数患者而言，当 行走缺陷持续存在时，无论康复训练的模式或复杂度如何，目前的治疗 通常都无法改善被试者的社区步行状态。已经提出了基于社区的康复项 目来解决基于临床模型的局限性；然而，对于基于社区的疗效的评估对 于保持大量静坐的被试者呈现出不同的结果。对此的一个简单的解释是， 这些项目中的许多项目严重依赖于患者教育和激励反馈(例如计算每天 步数)以改善身体活动，但无法解决限制活动性的具体的运动障碍。因 此，这些项目往往忽视受损的运动系统对个体行走能力和社区参与的实 际影响。
除了缓慢的行走速度以外，中风后的步态还具有下列特征：在幅度 (例如关节角度范围、峰值力矩、峰值功率)和模式(例如弯曲的形状 和方向)这两方面的运动学改变和动力学改变。这些缺陷在瘫痪一侧比 较明显；然而两个肢体通常都受损。有迹象表明：步态力学损伤改善有 助于更多地减少行走能耗和改善中风后长距离行走能力下降，上述两点是限制社区参与的决定因素的主要方面。的确，中风后的行走特点是使 用低效率补偿策略(例如腿僵硬的环行步态)来推进身体通过空间。因 为快速实现独立行走——不一定是减少损伤——是当前神经康复实践的 目标，所以当经由补偿机制可获得行走功能方面的益处时，跟随着康复 的这些补偿策略的盛行不足为奇。此外，手杖和助行器等当前辅助装置(通常在中风恢复的早期被提供用来促进安全独立的步行)也可能导致 对补偿的依赖。考虑到已经知晓补偿策略会增加行走能耗、增加跌倒风 险、降低耐力且减小速度，通过这些机制带来的行走独立性方面的益处 可以给中风后的社区重新融入的可能性程度施加限制。对这样的行走缺 陷的中风后身体活动的影响体现在：即使与最久坐的健康成人相比，每 天行走的总步数也明显减少。鉴于减少的身体活动会增加二次中风、心 脏病、糖尿病、高血压和抑郁症的风险并且还与健康相关生命质量下降 关联，因而需要研发这样的干预：以促进长期改善身体活动的方式直接 改变行走能力，最终为中风后的人群构建更加健康的生命。
当前康复模型的主要限制是训练和评价通常发生在临床的范围内且 通常与患者的家庭和日常环境的约束和需求脱离。例如，近来的治疗研 究已经证实：临床测量的行走速度的明显改善并不同样转化为社区步行 的改善。除了差的生态效度以外，当前的努力也受到组织和经济约束的 限制。例如，当前的补偿模型是这样的：中风后，患者仅在门诊中心接 受10至12周的物理治疗，其后，个人通常不参加康复项目。在这10至 12周内，治疗频率通常限于每周仅3至5期。因此，康复对象可以在其 康复过程中积累总共30至60期——大部分(如果不是全部的话)那么 是在与他们日常所处的环境大不相同的环境背景下发生的。不管康复成 果如何，但是明显的身体静止是中风后人群的标志且在发生的第一年内 继续恶化。因此，关注于改善步态受损或障碍的受影响患者的活动性(例 如恢复更加自然的运动)的有效干预是降低他们残疾，改善社区融入和 提高HRQoL的重要因素。
行走困难往往伴随有诸如家务、穿衣、上下床等步态依赖性活动方 面的问题。对于神经障碍患者而言，步态速度受限与重新融入社区受限 共同导致主要局限于家庭中的行走。
帕金森病的临床特点包括静止性颤抖、僵化(即，僵硬)、运动迟缓 (即，运动缓慢)和步态失调。病理学上，PD的特征在于：中脑黑质中 的多巴胺能神经元的退化。由于这样的不足，失去了正常的内部提示机 制，从而导致缺乏运动的自动性和同步性。这导致PD患者的特征步态 ——步幅长度规律受损、步态速度减小、步频改变和步幅时间变化。这 部分地是由于在站立末期内跖屈肌中的扭矩产生速率减小。多巴胺替代 治疗(PD的黄金标准药物治疗)在补救步频和步态变化方面不起作用。
中风患者的步态特征在于自选速度减小并且前述的研究已经报道了 在幅度(例如关节角度范围、峰值力矩、峰值功率)和模式(例如弯曲 的形状和方向)这两方面的运动学改变和动力学改变。此外，虽然报道 了双腿均会发生上述减小，但是在瘫痪一侧通常更多地减小。与健康成 人相比，中风后的行走模式也通常与行走期间更大的生理努力相关。MCA 分布中导致中风后的人的这些不正常行走模式的一个主要因素是与瘫痪 腿相关的远端肢体肌肉系统(例如踝关节跖屈肌或腓肠肌肉)的功能受 损。
鉴于所有这些状况，对于护理者的挑战是恢复患者的身体功能以使 当他们完成康复项目时(预期这通常能够花费3至6个月)他们面对的 恢复正常活动的延迟最小化。移动受限的医学后果是步履蹒跚 (staggering)。与无法移动相关的并发症影响骨骼肌系统(例如萎缩、骨 质疏松等)、呼吸系统(例如肺栓塞、换气减少等)、脉管系统(例如深 静脉血栓形成等)、皮肤(例如压疮、组织分解、感染等)和患者精神状 态。
已经研发了这样的常规外骨骼：通过将辅助扭矩施加于关节和/或通 过支撑有效负荷来增大人的力量。现有技术中用于辅助运动的系统利用 外骨骼，其包括刚性组件(例如连杆)和关节(例如销关节)，通过外骨 骼关节附接至穿戴者的身体，所述外骨骼关节被配置为具有与相邻关节 的旋转的自然轴理想地共线的旋转轴。在申请人都是Herr等的美国专利 申请公布2007/0123997号和2011/0040216号中示出了现有技术中示例性 的外骨骼。这样的刚性外骨骼提供替代已经失去或被严重削弱的人体运 动的能力且因此被设计用来增强穿戴者的稳定性、平衡性和安全性。然 而，这些刚性外骨骼依赖于连杆机构的经由衬垫、带子或其它接口技术 在选择的位置与身体接合的刚性框架。当穿戴者屈曲或伸展他们的肢体 时，这些刚性链接件与肢体平行地运动，从而将相当大的惯性添加给运 动，这必须由动力系统或由穿戴者克服。虽然已经努力减小这些装置的 重量和外形，但是它们仍然给穿戴者的运动造成相当大的限制，并且特 别地，将相当大的阻抗添加至步态的自然动力学和运动学。对行走的正 常运动学的改变是这些外骨骼系统不降低移动需要的代谢能力的一个原 因。此外，由于这些刚性系统的大的惯性，它们不适于将低水平的辅助 施加于大量的活动受限的患者。因此，需要一种辅助活动的可穿戴机器 人的全新方法。
近来已经证实，可穿戴机器人装置或外骨骼能够使脊髓损伤瘫痪患 者能够直立行走，从而遵守改变许多残疾人患者的人生的承诺。康复机 器人通常能够按类别分成两组：跑步机约束机器人(treadmill-bound robot)和地面步态辅助外骨骼。例如LokoMat和ReoAmbulator等跑步 机机器人系统的目的是代替或补充局限于临床环境的劳动密集型常规步 态康复治疗。另一方面，可穿戴刚性外骨骼(例如ReWalk等)具有提供 临床环境外的步态辅助的潜力。
然而，虽然在先研发的系统已经展现出使完全不能移动的患者再次 “行走”的能力，但是大部分的注意力也放在为完全瘫痪的患者(例如 脊髓损伤)设计系统，其中，机器人被设计为强有力的机器以帮助支撑 患者的身体重量并提供高水平辅助(如果不完全驱动所有下肢运动的 话)。这样的现有的方法共用了下述的一般原理：将沉重的刚性结构附接 至腿部并且使用具有大电池组的又大又重且耗电量大的致动器来驱动系 统与人的组合重量。由于刚性连杆、大惯性和相应的对自然运动(DOF) 的运动学限制(例如由于外骨骼与生物关节之间的未对准等)，患者不是 以动态和流畅的步态而是以缓慢的、不自然的和低效率的步态(例如以 僵硬的机器人的方式)进行行走。这些特征将具有动力的外骨骼的用途 限于恢复具有严重损伤(例如脊髓损伤或严重中风)的患者的活动性。 这些系统通常不能够满足仅具有轻微至中度的行走限制的患者(例如中 风恢复后期的患者等)的需求。像这样，现有的方法不适于大量的快速 增长的具有局部活动能力的患者，这是因为这些方法无法为无辅助行走 提供足够的益处。此外，穿上和脱下这些系统的时间长、重量大以及电 池寿命和范围有限(例如电池电力用完可能使患者陷入无法运送沉重装 置的困境)给在临床环境外使用这些系统的患者带来重大的实际性挑战 或障碍。因此，大量的具有有限的活动能力的患者需要一种使用机器人 技术提供辅助的新方法。
发明内容
本发明旨在提供被构造用来以辅助活动的方式辅助和/或抵抗穿戴 者的运动的方法、系统和装置。
在本发明的至少一些方面，辅助柔性套服作为活动性降低的人的用 于步态康复和用于辅助的下肢内衣而被穿戴。辅助柔性套服包括柔软内 衣、足附接件、致动系统和至少一个用户界面(例如用于临床医生修改 致动系统的远程界面、患者界面等)。期望地，辅助柔性套服穿戴在普通 衣服下面，且连续穿戴长的时段(例如2小时、4小时、8小时、全天时间等)以便于日常生活活动期间的康复或辅助。辅助柔性套服提供的辅 助程度随时间可变化，以使它能够适应变化的康复需求。例如，辅助柔 性套服能够在可能需要较高水平力的康复早期提供高力康复，随着患者 的肌肉增强并且肌肉活性在基于任务的活动中得到重新训练，力水平随 着时间逐渐减小。作为另一个示例，辅助柔性套服能够在康复早期提供低水平力康复，力水平随着时间而增加，随着患者的康复进展有助于患 者实现更大的移动。
本发明的方面针对使穿戴者的运动得到辅助、自动化和/或得到修改 的系统、方法和装置。更特别地，本发明的方面针对利用辅助柔性套服 和一个或多个致动器的系统、方法和装置，辅助柔性套服具有配置在位 于穿戴者身体(例如骨盆、髂嵴、肩膀、股、踝、腓肠等)锚点或锚区 的悬挂锚、锚带或其它锚元件之间的各种不可伸展、半可伸展或半刚性连接元件(例如织带、带、绳、功能性纺织品、线、缆绳、复合物或它 们的组合等)，所述一个或多个致动器用于在传输至具体肢体或身体部位 的力将会对具体肢体或身体部位的运动有益(要么有益于辅助能力要么 有益于抵抗能力)时有选择地创建被选组件之间的张力。如这里所述， 辅助柔性套服通常是指且包括这样的可穿戴装置(例如一件或多件衣 服)：利用柔性连接元件来将辅助力和/或抵抗力提供给一个或多个肢体 (例如腿)或提供给一个或多个身体分段或肢体的部位(例如足)。在一 些方面，辅助柔性套服利用柔性连接元件来将辅助力和/或抵抗力提供给 多个肢体(例如两条腿)和/或多个身段(例如两个足)。
在至少一些方面，除了致动相对两条腿或相对两个臂之中的一个或 多个关节以便于肢体在不同时间以不同方向移动的运动(例如行走)以 外，本发明也包括任何基于运动的辅助，例如，其可以包括任何一个或 多个身体部位或身段相对于其它身体部位或身段的运动的辅助。作为示 例，本发明包括任何基于运动的辅助(和/或抵抗)，例如，其可以包括 仅一个肢体(例如相对于躯干的一个臂、相对于髋的一条腿或相对于相 应腿的一个足)、多个肢体(例如相对于躯干的两个臂、相对于髋的两条 腿以及相对于躯干的一个臂和相对于髋的一条腿等)、头和/或躯干的运 动的辅助。
与现有技术的刚性外骨骼相比，辅助柔性套服更加轻质，对穿戴者 更加舒适且允许更加完整和更加自然的关节运动范围，同时仍然能够传 输能够有益地辅助运动的力或扭矩。根据本发明，柔性连接元件能够可 选地与刚性或半刚性连接元件组合使用，不必所有连接元件都是柔性的。
在本发明的至少一些方面，一种辅助柔性套服的构造方法，所述方 法包括以下操作：人穿戴辅助柔性套服，所述辅助柔性套服包括被构造 用于定位在第一身体部位处或附近的至少第一锚元件、被构造用于定位 在第二身体部位处或附近的第二锚元件、在所述第一锚元件与所述第二 锚元件之间延伸的多个连接元件、至少一个传感器、至少一个致动器、 至少一个力传输元件以及至少一个控制器，并且所述多个连接元件中的 至少一个连接元件跨过布置于所述第一锚元件与所述第二锚元件之间的 至少一个关节上，所述力传输元件将所述至少一个致动器的输出连接至 所述第二身体部位，所述控制器被构造为响应于发生在运动期间的一个 或多个预定事件来致动所述至少一个致动器以产生致动曲线，所述致动 曲线在所述至少一个关节的运动期间产生关于所述至少一个关节的力 矩。所述方法还包括这样的操作：当人在第一受控运动环境中运动时， 监测所述至少一个传感器的输出；使用所述至少一个传感器的输出，识 别至少一个预定步态事件；调整所述至少一个致动器的致动曲线；继续 进行所述监测、识别和调整的行为直至所述至少一个致动器的致动曲线 产生关于所述至少一个关节的有益力矩来产生步态改善；且设置所述至 少一个控制器来实施所述致动曲线。
在本发明的至少一些其它方面，一种辅助柔性套服的构造方法，所 述方法包括以下操作：人穿戴辅助柔性套服，所述辅助柔性套服包括被 构造用于定位在第一身体部位处或附近的至少第一锚元件、被构造用于 定位在第二身体部位处或附近的第二锚元件、所述第一锚元件与所述第 二锚元件之间延伸的多个连接元件、至少一个传感器、至少一个致动器、 至少一个力传输元件以及至少一个控制器，所述多个连接元件中的至少 一个连接元件跨过布置于所述第一锚元件与所述第二锚元件之间的至少 一个关节上，所述力传输元件将所述至少一个致动器的输出与所述第二 身体部位连接，所述控制器被构造为响应于所述至少一个传感器来在所 述至少一个关节的运动期间在预定的时间致动所述至少一个致动器的附 接以产生关于所述至少一个关节的有益力矩。所述方法也包括这样的操 作：将辅助柔性的至少一个力传输元件连接至至少一个板外致动器以将 所述至少一个板外致动器的输出与所述第二身体部位连接，所述至少一 个板外致动器在操作方面对应于所述至少一个致动器；当人在第一受控 运动环境中运动时，监测所述至少一个传感器的输出；使用所述至少一 个传感器的输出，识别至少一个预定步态事件；响应于所述至少一个传感器的输出，使用板外控制器控制所述至少一个板外致动器的致动；调 整所述至少一个板外致动器的致动曲线；且继续进行所述监测、识别、 控制和调整的行为直至致动曲线产生所述至少一个关节的有益力矩来提 供步态改善。
在本发明的至少一些其它方面，一种对辅助柔性套服的控制输出进 行动态调整以对表现出不正常步态模式的人的活动性进行增强的方法， 所述方法包括以下操作：设置至少一个辅助柔性套服致动器以在步态周 期内输出第一力曲线来影响第一运动范围内的第一关节的第一扭矩曲 线；在步态周期内监测第一身体部位上的至少第一传感器的输出，所述 第一传感器被构造为将与步态模式有关的第一信息提供给辅助柔性套服 控制器；且在步态周期内监测第二身体部位上的至少第二传感器的输出， 所述第二传感器被构造为将与所述步态模式有关的第二信息提供给所述 辅助柔性套服控制器，所述第二身体部位与所述第一身体部位在步态周 期的至少一部分上是异相的。所述方法也包括这样的操作：利用所述辅 助柔性套服控制器，使用所述第一信息和所述第二信息来确定所述步态 模式相对于参考步态模式的变化；且在步态周期内确定对所述第一关节 的第二扭矩曲线进行影响所需的第二力曲线来减小所述步态模式相对于 所述参考步态模式的变化。所述方法还包括这样的操作：设置所述至少 一个辅助柔性套服致动器来在后续的步态周期内输出所述第二力曲线以 影响所述第一关节的第二扭矩曲线。在本示例性方法的又一其它方面且 在本文中公开的本发明的其它方面，除了调整一个或多个致动器来改善 步态以外，多个致动器还可以相对于彼此有利地设定时序以确保产生的 对穿戴者的力的施加是互补的(例如视情况而定，踝部直至髋部开始或 停止才开启等)。
在本发明的至少一些其它方面，提出了一种对穿戴着辅助柔性套服 的个体的步态进行修正的系统。所述系统包括：一个或多个传感器，测 量个体的一个或多个步态参数；和一个或多个致动器，通过所述辅助柔 性套服与个体机械通信，对个体的一个或多个步态力矩进行修正。所述 系统也包括：控制单元，至少部分地根据所述一个或多个步态参数来控 制所述一个或多个致动器，并且接收来自位于所述系统外部且对所述一 个或多个步态参数进行监测的医疗提供者(和/或可选地，患者或穿戴者) 的一个或多个输出以调整所述一个或多个致动器且改善所述一个或多个 步态力矩。
在本发明的至少一些其它方面，一种对穿戴着辅助柔性套服的个体 的步态进行修正的方法，所述方法包括这样的操作：根据通过所述辅助 柔性套服与个体连接的一个或多个传感器来确定个体的一个或多个步态 参数。所述方法也包括这样的操作：医疗提供者(和/或可选地，患者或 穿戴者)通过控制单元或用户界面来监测所述一个或多个步态参数。关 于当前所述的示例以及本文中公开的本发明的所有其它方面，该监测能 够实时发生或可替代地可以发生在传感器数据收集后(例如在行走试验 后等)的某稍后时间点。所述方法也包括这样的操作：接收来自医疗提 供者(和/或可选地，患者或穿戴者)的基于所述监测的一个或多个输入； 且根据所述一个或多个输入通过所述辅助柔性套服来修正个体的步态。
在本发明的至少一些其它方面，提出了一种辅助柔性套服的致动器 系统。所述致动器系统包括：可移动车，其包括一个或多个电机和由所 述一个或多个电机驱动的一个或多个驱动轴。所述致动器系统还包括： 一个或多个锚元件，被构造用于定位在穿戴所述辅助柔性套服的个体的 一个或多个身体部位处或附近。所述致动器系统还包括：一个或多个力 传输元件，将所述一个或多个驱动轴与所述一个或多锚元件连接。根据 本发明的致动器系统，所述一个或多个电机的操作通过所述一个或多个 力传输元件来改善个体的运动。
在至少一些方面，适于辅助移动受限和/或经受步态康复的患者的步 态的辅助柔性套服包括四个模块：用于踝跖屈和髋辅助的套服、用于背 屈辅助和踝稳定的小腿后部附接件、修改的鞋子和一个或多个致动器单 元。一般而言，本发明包括：模块化辅助柔性套服，其包括以任何组合 方式可构造的多个可互换模块，该模块需要将所需水平的和各种的辅助 提供给特定穿戴者。例如，一个患者可能仅需要一个模块(例如踝跖屈)， 而另一个患者可能需要两个模块(例如踝跖屈和背屈)，且又一个患者可 能需要三个模块(踝跖屈、背屈和髋辅助)。除了运动辅助模块以外，也 可以设置其它模块化功能单元，包括但是不限于功能性电刺激单元、触 觉反馈单元和振动/电触觉反馈单元。在一些方面，产生致动曲线的控制 器也可以结合致动(例如在致动前、与致动同时等)来有利地激活一个 或多个其它功能单元，例如振动触觉反馈、电触觉反馈或功能性电刺激。
在本发明的至少一些方面，控制系统被构造为通过(例如通过鲍登 缆绳等主动受控收缩元件)主动产生的力/扭矩和主动刺激(例如功能性 电刺激(FES)、触觉提示(电触觉元件、振动触觉元件)中的任何一者 或多者的混合来辅助单个肌群。控制系统能够产生混合的控制信号来安 排这些主动单元各自的时间以用来辅助运动。根据运动类型，能够更改套服控制以修改不同主动单元之间的混合。例如，在一些情况下或对于 一些被试者，控制可以仅通过FES或仅通过产生主动力来传送辅助。输 出的混合可以视情况而变化，例如根据患者的具体状况(例如恢复程度) 或康复治疗的类型(例如与功能性电刺激相对，可以更改混合来利于主 动力辅助)。
在本发明的至少一些方面，一种用于对穿戴者行走期间的一个或多 个步态运动进行帮助的辅助柔性套服系统的制造方法，所述方法包括以 下操作：提供悬挂锚，所述悬挂锚被构造为安装至穿戴者身体且将负荷 传输至穿戴者身体的一个或多个预定承载段；且提供身体区段模块，所 述身体区段模块被构造为安装在各个身体区段上或附近。所述方法还包 括这样的操作：将致动器与所述悬挂锚和所述身体区段模块附接，所述 致动器选择性地可致动以用来产生所述身体区段模块与所述悬挂锚之间 的张力；提供至少一个传感器来检测穿戴者的步态特征且输出信号指示； 且将控制器与所述传感器和所述致动器通信地连接，所述控制器被构造 为分析所述传感器输出的步态特征信号，并且至少部分地根据分析信号 来有选择地驱动所述致动器从而辅助所述身体区段的相对于至少一个关节的运动。
根据本发明的方面，提出了一种对穿戴者的运动进行辅助或修正的 辅助柔性套服系统。在一个构造中，辅助柔性套服系统包括：悬挂锚(或 “锚元件”)，被构造为安装至穿戴者身体且将负荷传输至穿戴者身体的 一个或多个预定承载段。此外，足模块(或“足附接元件”)被构造为安 装至穿戴者的足上或附近且将负荷传输至穿戴者足的足后段和/或足前 段。套服系统还包括：致动器(或“力产生元件”)，在例如一端附连至 足模块且在例如第二端附连至悬挂锚。致动器是选择性地可致动的以用 来产生足模块与悬挂锚之间的张力。传感器(或“传感元件”)(其安装 在穿戴者的足上或附近)可操作的用来检测穿戴者的步态特征并且输出 信号指示。柔性套服系统也包括：控制器(或“控制元件”)，通信地连 接至传感器和致动器。控制器分析传感器输出的步态特征信号，且至少 部分地根据分析信号来有选择地驱动致动器从而辅助穿戴者足的跖屈或 背屈或这两者。
根据本发明的其它方面，公开了一种用于产生对穿戴者行走期间的 一个或多个步态运动进行帮助或修正的辅助力的辅助柔性套服系统。例 如，公开了一种包括有辅助柔性套服的辅助柔性套服系统。辅助柔性套 服利用：至少一个悬挂锚(或“锚元件”)，被构造为安装至穿戴者身体 且将负荷传输至穿戴者身体的一个或多个预定承载段；和至少一个足模 块(或“足附接元件”)，被构造为安装至穿戴者的至少一个足且将负荷 传输至穿戴者的所述至少一个足的足后段和/或足前段。辅助柔性套服系 统也包括：至少一个致动器(或“力产生元件”)，安装在所述辅助柔性 套服上或附近且附接至所述至少一个足模块。致动器是选择性地可致动 的以用来产生所述至少一个足模块与所述至少一个悬挂锚之间的张力。 至少一个传感器(或“传感元件”)(其安装在所述至少一个足模块上或 附近)是可操作的以用来检测穿戴者的步态特征且输出信号指示。此外， 至少一个控制器(或“控制元件”)通信地连接至所述传感器和所述致动 器。所述至少一个控制器被构造为分析所述传感器输出的一个或多个步 态特征信号，并且至少部分地根据分析信号来有选择地驱动所述一个或 多个致动器中的至少一个致动器从而辅助穿戴者足的跖屈或背屈或这两 者。
本发明的其它方面针对辅助柔性套服的制造方法和使用方法。一个 实施例针对一种用于对穿戴者行走期间的一个或多个步态运动进行帮助 的辅助柔性套服系统的制造方法。所述制造方法包括：提供悬挂锚(或 “锚元件”)，所述悬挂锚被构造为安装至穿戴者身体且将负荷传输至穿 戴者身体的一个或多个预定承载段；提供足模块(或“足附接元件”)， 所述足模块被构造为安装在穿戴者的足上或附近且将负荷传输至穿戴者 足的足后段和/或足前段；将致动器(或“力产生元件”)与所述足模块 和所述悬挂锚附接，所述致动器是选择性地可致动的，以用来产生所述 足模块与所述悬挂锚之间的张力；将传感器(或“传感元件”)安装在穿 戴者的足上或附近，所述传感器是可操作的以用来检测穿戴者的步态特 征且输出信号指示；且将控制器(或“控制元件”)与所述传感器和所述 致动器通信地连接，其中，所述控制器是可操作的以用来分析所述传感 器输出的步态特征信号，并且至少部分地根据分析信号来有选择地致动 所述致动器从而辅助穿戴者足的跖屈或背屈或这两者。
包括在前面和下面的段落中所述的在内的公开的任何系统、方法和 装置可以包括下面的任何选项(单独地或共同地或任何组合地)：悬挂锚 包括小腿套，所述小腿套接合(例如周围地延伸和周向地附连)至穿戴 者的与受辅助足相邻的小腿；所述小腿套包括缠绕穿戴者小腿周围的弹 性绕带且具有一个或多个小腿带，所述小腿带附接至所述弹性绕带且构 造为增加穿戴者小腿至少顶部周围的周向张力；可选地，所述小腿套能 够包括包绕在穿戴者小腿周围的弹性绕带且包括多对钩环带，所述钩环 带附接至所述弹性绕带且构造为彼此相对重叠地附接从而增加所述小腿 套的稳定性和附连强度；所述小腿套可以包括中央胸板，所述中央胸板 具有从所述中央胸板的相对两侧突出的第一和第二肋条集合，各肋条集 合包括多个垂直间隔开的肋条，其中，所述中央胸板置于穿戴者的位于 受辅助足上方的胫骨上，同时所述第一和第二肋条集合缠绕在穿戴者腓 肠的周围并且附接在一起；各肋条集合的垂直间隔的肋条能够经由所述 中央胸板在近端连接在一起且经由各自织带在远端连接在一起；除了所 述小腿套以外或作为小腿套的替代方案，所述悬挂锚可以包括大腿套， 所述大腿套接合(例如周围地缠绕和周向地附接)至穿戴者的大腿；所 述小腿套经由一个或多个带(或“连接元件”)接合至所述大腿套；除了 所述小腿套以外或作为小腿套的替代方案，所述悬挂锚可以包括腰带， 所述腰带接合(例如周围地缠绕和周向地附连)至穿戴者的位于髂嵴上 方的腰部；所述小腿套经由一个或多个带(或“连接元件”)接合至所述 腰带；所述致动器能够安装在所述腰带且附接至所述大腿套，以使所述 致动器是选择性地可致动的，以用来产生所述大腿套与所述腰带之间的 张力且因此辅助髋伸展(或屈曲)。
在上面或下面公开的任何系统、方法和装置可以单独地或共同地或 以任何组合地包括下面的选项：将所述小腿套与所述足模块附连的可调 整踝带；所述可调整踝带具有多个附接指状物，所述指状物均被构造为 以有区别的定位可拆卸地接合至所述小腿套且因此有选择地改变所述足 模块与所述悬挂锚之间的张力；所述可调整踝带能够被构造为创建被动 踝支撑且因此防止无意的踝转动；所述小腿套或所述足模块或这两者可 以包括编织织带结构(例如包括双轴螺旋编织)，所述结构被构造为当所 述小腿套/足模块与所述悬挂锚之间产生张力时围绕所述小腿/足且自动 绷紧；在足模块安装至穿戴者的足部(例如在他们的鞋上或鞋内)的构 造中，所述足模块在足后段和/或足前段上可以包括能够与所述致动器可 拆卸地连接的多个致动器附接点；各致动器附接点能够被构造用来提供 不同的角度，所述致动器产生的张力沿着所述不同的角度施加于穿戴者 的足部；所述足模块可以包括在穿戴者足的足后段上的与足跟骨的底侧 相邻的致动器附接点。
包括前面和下面的段落所述的在内的公开的任何系统、方法和装置 可以包括下面的任何选项(单独地或共同地或以任何组合地)：所述足模 块可以可选地包括将穿戴者的足部容纳其中的鞋子；可替代地，所述足 模块装入穿戴者的鞋子内部且安装至足部；所述足模块可以包括阿基里 斯带，所述阿基里斯(Achilles)带延伸出鞋子的上部开口，其中，所述 带将所述致动器产生的张力传输至穿戴者的足后段；所述足模块可以包 括胫骨带，所述胫骨带延伸出鞋子的上部开口，其中，所述胫骨带将所 述致动器产生的张力传输至穿戴者的足前段；所述传感器可以采用各种 形式，包括足踏开关、陀螺仪、惯性变送器或加速计或它们的任何组合； 所述致动器可以采用各种形式，包括鲍登缆绳件、McKibben致动器或其 它机械、液压或电致动器；所述致动器可以可选地安装在所述悬挂锚上； 可替代地，所述致动器安装在位置与所述辅助柔性套服系统相邻的可移 动车或平台上；所述悬挂锚可以采用各种形式，包括前述的小腿套以及 (或可替代地)大腿套和/或腰带。
这里公开的系统、方法和装置可以可选地独自地、协作地或各种组 合地包括下面的任何选项：第二足模块(例如用于双侧系统)，安装在穿 戴者的第二足上或附近且将负荷传输至穿戴者第二足的足后段或足前段 或这两者；第二致动器，附接至所述第二足模块且有选择地致动以用来 将张力传输至所述第二足模块；第二传感器，可操作用来检测穿戴者的 第二步态特征且输出第二信号指示。对于这样的构造，所述控制器能够 通信地连接至所述第二传感器和所述第二致动器，其中，所述控制器分 析所述第二传感器输出的第二步态特征信号，并且至少部分地根据第二 分析信号来有选择地致动所述第二致动器从而辅助穿戴者第二足的跖屈 或背屈或这两者。可选地，套服还包括：第二悬挂锚，安装至穿戴者身 体且将负荷传输至穿戴者身体的第二预定承载段，其中，所述第二致动 器是选择性地可致动的以用来产生所述第二足模块与所述第二悬挂锚之 间的张力。
在本发明的至少一些方面，提出了一种对辅助柔性套服的操作特征 进行调整的混合控制系统，所述辅助柔性套服包括至少一个致动器，所 述致动器适于在至少一个关节的运动期间对所述至少一个关节的至少一 个轴输出力轨迹以对此产生辅助扭矩。在本发明的至少一些方面，所述 混合控制系统包括：第一控制环，其包括至少一个致动器、第一通信装 置、至少一个控制器、物理计算机可读存储装置和至少一个传感器，所 述存储装置具有被构造为一旦由所述至少一个控制器致动就造成所述至 少一个控制器将致动信号输出至所述至少一个致动器的指令集合，所述 至少一个传感器被构造为提供与所述至少一个关节的移动有关的信息， 所述至少一个控制器接收来自所述至少一个传感器的输出且响应于此将 致动信号输出至所述至少一个致动器，该致动器又在所述至少一个关节 的运动期间输出所述至少一个关节的至少一个轴的力轨迹，以产生跨该 关节的辅助扭矩。所述混合控制系统包括：第二控制环，其包括临床医 生界面(临床医生界面包括显示装置)、一个或多个处理器、用户界面、 第二通信装置和物理计算机可读存储装置，所述存储装置具有被构造为 一旦由所述一个或多个处理器致动就造成所述一个或多个处理器进行如 下操作的指令集合：经由所述第二通信装置接收所述至少一个传感器的 输出或另外的一个或多个传感器的输出，所述另外的一个或多个传感器 被构造用来提供与所述至少一个关节的运动有关的信息且将关于至少一 个步态事件的与至少一个关节的运动有关的信息显示在所述显示装置 上。所述一个或多个处理器也被构造为经由所述用户界面接收来自临床医生、患者或穿戴者和/或其它监督个体的输入，该输入包括用于如下操 作的指令：修改所述至少一个致动器输出的力轨迹的一个或多个方面从 而修改在所述至少一个关节的运动期间沿着所述至少一个关节的至少一 个轴产生的辅助扭矩，并且使用所述第二通信装置将修改所述力轨迹的 一个或多个方面的指令输出至所述第一通信装置。
在本发明的至少一些方面，根据物理存储装置(本地地和/远程地位 于所述辅助柔性套服)具有的一个或多个指令集合，一个或多个处理器 (本地地和/远程地位于所述辅助柔性套服)被构造为监测未受辅助状况 下的穿戴者步态(例如经由配置在所述辅助柔性套服上或外部的一个或 多个传感器)，然后修改所述至少一个致动器输出的力轨迹的一个或多个 方面从而修改在所述至少一个关节的运动期间沿着所述至少一个关节的 至少一个轴产生的辅助扭矩，穿戴者的被修正步态用作输入至所述一个 或多个处理器的进一步输入且与穿戴者步态的进一步评价和所述至少一 个致动器输出的力轨迹的一个或多个方面的进一步迭代修改相关联。
尽管与生物关节(例如踝、膝、髋等)相关联地说明了本发明，但 是可替代地，可以发现本发明的至少一些方面可以应用于对一个或多个 非生物关节(例如外骨骼关节、机器人关节、假肢关节等)的控制以使 更加自然和流畅的运动成为可能。
此外，辅助柔性套服例如通过提供抵抗而不是辅助(例如为了增强 肌肉，为了针对不合适的运动提供负反馈等)或通过在需要时提供校正 辅助而非常适合于运动评价，康复或步态辅助活动以及运动训练。
针对常规刚性外套服仍未满足的需求，本文公开的辅助柔性套服能 够像服装(例如在衣物下面、在衣物上面或与衣物整合)一样穿戴且通 过如下两个有区别的但却协同的机制唯一地为在自由生活的社区环境中 的连续的目标康复提供机会：(1)矫正效果，其提供行走能力的即时增 加(即，行走质量改善和行走能耗降低)；和(2)个性化、渐进式康复项目，其基于行走活动的定期评价和外套服嵌入式传感器产生的时空步 态数据。在本发明的至少一些方面，作为主动矫正，辅助柔性套服施加 与受损肌肉系统平行的恢复力，并且通过一个或多个传感器兼作能够对 行走的关键参数(即，时空变量和步伐活动)进行测量的康复系统，所 述关键参数有助于既以行走策略又以行走量为目标的患者专用行走活动项目的实施。辅助柔性套服提供包括有柔软材料(例如纺织品、弹性体 等)的套服，相对于现有技术，所述柔软材料将更加保形、不引人注目 和柔顺的界面提供给人体。
上述的发明内容不是意在表示本发明的每个实施例或每一方面。而 是，前述的发明内容仅提供这里提出的新方面和特征中的一些例子。根 据下面的当结合附图和随附权利要求时的示例性实施例和实施方式的详 细说明，本发明的上述特征、优势和其它特征、优势将是显而易见的。
附图说明
图1A至图1D示出了根据本发明至少一些方面的辅助柔性套服(图 1A至图1C)和辅助柔性套服的构造方法(图1D)的代表例。
图2A至图2C示出了根据本发明至少一些方面的辅助柔性套服的控 制的一些方面，图2D示出了轻偏瘫中风患者的步态信息，且图2E示出 了根据本发明至少一些方面的在穿戴着辅助柔性套服的中风患者在跑步 机上行走的同时从所述患者的试验期获得的数据的示例。
图3A和图3B分别是根据本发明方面的用于帮助穿戴者运动的代表 性辅助柔性套服的正视和侧视立体图。
图3C是图3A和图3B的辅助柔性套服的小腿套模块的后视立体图。
图3D是图3A和图3B的辅助柔性套服的腰带模块的正视立体图。
图3E是图3A和图3B的辅助柔性套服的小腿套模块的搭接带和部 件以及大腿套模块的后视立体图。
图3F是图3A和图3B的辅助柔性套服的小腿套模块的可选的可调 整V型连接器搭接带的立体图。
图4A和图4B是根据本发明方面的分别以闭合和打开状态示出的用 于辅助柔性套服的代表性单式“鱼骨”小腿套模块(封闭式肋条构造) 的正视立体图。
图5是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性单式“鱼骨” 小腿套模块(开放式肋条构造)的正视立体图。
图6是用于根据本发明方面的用于辅助柔性套服的代表性单式“鱼 骨”小腿套模块(开放式枢转肋条构造)的正视立体图。
图7A是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的通过可调整被动侧 支撑带连接的小腿套模块和足模块的侧视立体图。
图7B是图7A的侧支撑带的立体图。
图8是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性的具有多个致 动器附接点的鞋型足模块的侧视立体图。
图9是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性的具有快速连 接/快速释放致动器附接模块的鞋型足模块的后视立体图。
图10A至图10E示出了根据本发明至少一些方面的快速连接/快速释 放致动器附接锚元件。
图11A和图11B分别是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表 性的具有阿基里斯(Achilles)带和胫骨带的插入型足模块的正视和后视 立体图。
图12是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性通用“鞋上” 足模块的侧视立体图。
图13是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性自动绷紧鞋内 足模块的侧视立体图。
图14是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的另一个代表性鞋内足 模块的侧视立体图。
图15是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的代表性鞋上足模块的 平面图。
图16A示出了根据本发明至少一些方面的个体步态周期内的跖屈致 动的修正。
图16B示出了根据本发明至少一些方面的个体步态周期内的背屈致 动的修正。
图16C示出了根据本发明至少一些方面的相对于辅助柔性套服的力 分布。
图16D和图16E图示了根据本发明至少一些方面的从辅助柔性套服 施加至个体的力。
图16F图示了根据本发明至少一些方面的由辅助柔性套服100创建 的分布与个体的力。
图17A至图17D示出了用于根据本发明至少一些方面的力传输元件 的张力系统。
图18示出了根据本发明至少一些方面的锚元件。
图19示出了根据本发明至少一些方面的力传输元件长度调整装置。
图20A至图20C示出了关于根据本发明至少一些方面的辅助柔性套 服的致动器的各种构造。
图21示出了根据本发明至少一些方面的多带轮系统。
图22A至图22E示出了根据本发明至少一些方面的用于控制辅助柔 性套服的致动器系统。
图23示出了根据本发明至少一些方面的混合控制系统的示例。
图24示出了根据本发明至少一些方面的临床医生界面的示例。
图25示出了根据本发明至少一些方面的临床医生界面的另一示例。
图26示出了根据本发明至少一些方面的轨迹控制的示例。
图27示出了根据本发明至少一些方面的轨迹控制的另一示例。
图28示出了根据本发明至少一些方面的使用陀螺仪的事件检测示 例。
图29A至图29B示出了根据本发明至少一些方面的自适应阈值的示 例。
图30A至图30B示出了根据本发明至少一些方面的足跟着地检测的 示例。
图31A至图31B示出了根据本发明至少一些方面的足跟着地检测的 另一示例。
图32示出了根据本发明至少一些方面的用于检测到的足跟着地的延 时补偿的示例。
图33A至图33B示出了根据本发明至少一些方面的中风患者的行走 (非连续行走)起始和终止步态模式，并且包括有步态模式分析。
图34A至图34B示出了根据本发明至少一些方面的在具有扶手和不 具有扶手情况下的对于背屈肌力的命令轨迹和局部力的示例。
图35A至图35B示出了根据本发明至少一些方面的控制器概念。
图36示出了根据本发明至少一些方面的方法中的行为。
图37示出了根据本发明至少一些方面的另一方法中的行为。
图38示出了根据本发明至少一些方面的完全地面接触和足尖离地的 检测的代表例。
图39示出了根据本发明至少一些方面的在足跟着地峰值不明显的情 况下的检测算法的代表例。
图40示出了根据本发明至少一些方面的在摆动期内的陀螺仪信号是 振荡的情况下的检测算法的代表例。
图41是用于根据本发明方面的辅助柔性套服的可选的“单侧”腰带 模块的正视立体图。
虽然本发明各方面易于存在各种变型和替代形式，但是借助于附图 中的示例示出了具体的实施例，并且将在本文中对具体的实施例进行详 细说明。然而，应理解，本发明不是意在仅限于说明的特定形式。而是， 本发明将无限制地涵盖落在本发明和随附权利要求的实质和范围内的所 有变型例、等同物和替代例。
具体实施方式
本文中公开的发明旨在提供适于增大人体性能和/或减小行动(例如 地面行走)的代谢消耗的辅助柔性套服。一些构造有助于改善期望提高 他们的活动性(无论是负载还是空载)的人(包括体格健全的人和有活 动性问题的人)的生命质量。例如，中风幸存者或下肢受损病人(例如 由于下肢损伤而正在康复的病人、下肢受到与年龄有关的限制的老年人 等)通过利用根据公开的发明中的一者或多者所述的辅助柔性套服能够 体验到活动性改善以及因此带来的生命质量改善。
中风在世界范围内都是导致长期残疾的主要原因；康复是从中风恢 复的基础。然而，尽管进行各种康复努力，但是明显的身体活动不足是 中风后的人的标志且在中风发生的第一年内继续恶化。为了解决这个问 题，作为未来神经康复策略的一部分，研发用于提高社区中活动性的方 法日趋引起了人们的兴趣。虽然已经研发了大量基于社区的项目，但是 它们的效果有限且患者仍然保持久坐，这主要因为这些项目中的许多严 重依赖于患者教育和激励反馈(例如计算每天步数)且未解决限制活动 性的具体动力系统损害。此外，虽然将100％辅助施加于患者的刚性外骨 骼已经是重大进展，但是这些技术不适于局部受损的患者。
为了应对这一需求，公开了能够像服装(内衣或外衣)一样被穿戴 的辅助套服的形式的柔软可穿戴机器人的概念，其为自由生活的社区环 境中的连续的有针对性的康复提供机会。如果提供，那么例如通过两个 有区别但协同的机制：(1)矫正效果，其提供行走能力的即时增强(例 如行走质量改善和行走能耗降低)；和(2)个体化、渐进式康复项目，其被设计为通过提供辅助和评价这两者来增加行走活动和监测患者进 展。作为主动矫正，辅助套服与受损肌肉系统平行地施加恢复力。通过 先进的感知能力，套服能够兼用作“康复机器人”，其能够测量对患者定 制行走活动项目(这些项目以行走策略和行走量为目标)的实施有用的 行走关键参数(例如时空变量和步伐活动)。公开了由柔软材料(例如纺 织品和弹性体)制成的可穿戴机器人，该柔软材料将更加保形的、不引 人注目的和柔性的界面提供给人体且通过对患者的临床评价来提高活动 性。
在本发明的至少一些方面，辅助柔性套服适于改善患者(例如帕金 森病、中风、MS、ALS或不管什么原因造成的其它致残状况的患者)的 移动，从而使他们能够更加完全地融入他们的社区。虽然这些步态受损 的本质源于不同的潜在神经病理，但是具有这两种状况的患者均表现出 步态限制，该步态限制能够使用本文公开的辅助柔性套服能够提供的辅 助而得到明显改善。与唯独或大部分地使用刚性外骨骼支架和连杆元件 的常规外骨骼不同，本文公开的辅助柔性套服主要使用柔软的材料或柔 性材料或其它非刚性材料(例如纺织品、织物、弹性体等)来提供更加 保形的、不引人注目的和柔顺的方式以接合人体，并且可以舒适地穿戴 在普通衣物下面。如本文所述，本发明人已经证实了这种方法的功效，其表现出对持续了半个世纪的可穿戴机器人范例的根本改变。在公开的 辅助柔性套服的情况下，辅助柔性套服能够极轻，且此外，穿戴者的关 节不会被干扰身体自然生物力学的外部刚性结构所约束。
根据本发明的至少一些方面，辅助柔性下肢套服被构造为穿戴在足、 腿和/或骨盆区上(类似于裤子和鞋子)。一些构造在行动(例如行走) 期间将受控程度的辅助提供给患者的腿关节(例如在步态周期中的适当 时间将扭矩施加于患者的关节)。这能够有助于减少穿戴者的代谢消耗 (花费在任务上的能量数量)和改善关键步态标记(例如步长、步态速 度和步频)。时常期望允许穿戴者(例如患者)能够容易地穿上和脱下辅 助柔性套服。同样，经常期望控制辅助柔性套服的操作的至少某些方面 (可能是在为特定穿戴者外部地设置的参数内)，从而不仅促进运动而且 促进正常行走模式。随着治疗随时间不断进行，对一个或多个关节的一 定水平的辅助能够被定制以与患者状况改善的变化相对应(例如降低辅 助水平、改变辅助时间等)。例如，随着生物肌肉的力产生能力和神经肌 肉控制方面的改善，可以降低辅助水平。
本文公开的下肢辅助柔性套服的各种方面提供面对下肢能力减弱问 题的人群(例如中风幸存者等)的特定解决方案。在至少一些方面，辅 助柔性套服包含：被动元件(例如人造外肌腱等)，用于能量存储；和致 动器(例如缆绳驱动的、气动的等)，经由板上或板外电源供电且经由柔 顺材料和柔软可穿戴织物与穿戴者界面连接。在一些方面，外肌腱是有 弹性的且在生物力学上表现得如同肌腱(例如表现为弹性带)，从而存储 从自然生物力学运动或从在外肌腱自身内串联构造的致动器供来的能 量，并且在互补运动期间释放存储的能量。借助于示例，致动器可以包 括一个或多个空气动力气动致动器、一个或多个直流(DC)电机、一个 或多个电活性材料(例如聚合物)或它们的组合。致动器被构造为以受控水平或以低于人行走期间正常经历的水平将扭矩施加于患者的关节。
致动器和外肌腱适于通过提供辅助力或起到对抗肌的作用来辅助穿 戴者，从而模仿人体解剖学/生理学中建立的正常人肌肉-肌腱结构。借助 于非限制性示例，在模仿人行走期间存在的自然运动和力时，辅助柔性 套服系统是固有安全的且与穿戴者的需求协同地操作(例如使穿戴者恢 复到更加正常的运动水平)，这可能必须或可能不必与病态肌肉活动协 同。在至少一些方面，辅助柔性套服系统能够穿戴在衣物下面且提供恢 复身体功能和移动的辅助，从而在治疗上使受伤的患者能够使自己更快 地重新融入服务和他们的社区。
在至少一些方面，辅助柔性套服系统包括一个或多个传感器来测量、 监测或检测一个或多个关节角度和/或来检测表示穿戴者特定状态(例如 与步态周期的预定相位相对应的状态)的特征的事件(例如足跟着地、 足尖离地等)。与一个或多个控制器和/或处理器结合，一个或多个传感 器有利地被用来命令致动器和/或其它套服组件或系统。借助于示例，辅 助柔性套服控制系统或控制器使用传感器读数来确定穿戴者的行走速 度。然后，控制系统或控制器命令致动器进行适当的致动(例如运动量、 运动曲线等)，从而(例如经由外肌腱)将期望程度的辅助(例如扭矩) 提供给一个或多个关节。
在本发明的至少一些方面，与下层的生物肌肉系统至少基本平行地 提供外力。外力以低水平辅助的方式提供能够辅助运动起始和重建正常 神经肌肉控制的机械提示，并且以高水平辅助的方式提供生物关节的正 常功率产生能力的恢复和正常步态力学的恢复。帮助步态起始的辅助提 示可以用来最小化或防止“寒颤”(帕金森病的典型症状)的发作或用来 辅助运动发起。
与此相比，现有的可穿戴机器人方法将运动学限制强加于穿戴者且 使用具有显著惯性的沉重结构，因此难以施加低水平辅助。这些系统的 刚性的和沉重的性质不适于这些患者，这是因为它们无法对无辅助行走 提供足够的益处。此外，常规系统的穿上和脱下时间长以及它们有限的 范围(电池电力用完可能使患者限于不能够运送沉重装置的困境)给临 床环境外使用这些系统的患者带来重大的实际挑战。已经表明：更高等 级的步行(例如从家庭转移到社区的步行)带来更好的生命功能和质量。
在各种方面，公开的辅助柔性套服系统与致动系统结合地被用来将 主动辅助提供给自然运动和/或将矫正辅助(例如辅助或抵抗)提供给不 是生物最优的运动，以达到增强移动和/或恢复更加正常运动(优选地既 增强移动又恢复更加正常运动)的目标。
与具有刚性组件的常规外骨骼相比，辅助柔性套服极大地减小力学 阻抗和运动学限制且不显著约束或限制穿戴者的自由度。通过这样的系 统，能够添加受控能量脉冲(例如在步态周期关键部分期间的低或中等 水平辅助)而不是肢体位置的直接控制，从而在不显著地约束运动的情 况下提供行动辅助和减少运动(例如行走/运载负荷)的代谢消耗。如上 所述，常规刚性外套服无法提供低或中等水平辅助。
图1A大体地示出了根据本发明至少一些方面的辅助柔性套服100 的实施例。辅助柔性套服100被构造为使用一个或多个张力连接元件110 通过由一个或多个致动器105产生的力将力矩施加于一个或多个关节(例 如髋关节和踝关节)。在本发明的至少一些方面，期望将添加至腿部的远 端质量最小化。在这种方面，如图1A所示，功率通过柔性传输从一个或 多个近端安装的致动器105传输到位于远端的身体各部位，其中，致动 器105配置在腰带115上以传送踝关节两侧的扭矩。在其它方面，致动 器可以配置在别处(例如较接近于致动关节的远端)或多个致动器可以 分布在辅助柔性套服100或穿戴者身体的附近。
在至少一些方面，本文所述的辅助柔性套服100利用功能性纺织品 和/或其它保形材料，这些材料能够通过生物启发结构使力舒适地和有效 地施加于下肢关节。这样做，能够通过可穿戴衣服提供力传输路径，从 而以不妨碍运动或步态的方式产生生物关节处的力偶。如本文所述，一 个或多个传感器120被设置用来监测穿戴者运动学，例如用来检测步态 转换或事件。在至少一些方面，传感器120嵌在辅助柔性套服100(例如 嵌入或嵌在连接元件110、嵌入或嵌在织物等)上或嵌入辅助柔性套服 100中以及/或者位于各种附接点(例如位于髋、膝、踝、足等)处，以 监测穿戴者与装置之间的相互作用力。
在本发明的至少一些方面，辅助柔性套服100进行以下互补功能：(1) 提供低水平机械提示来辅助运动起始且恢复正常神经肌肉控制；和(2) 恢复生物关节的正常力产生能力(见图1B)。注意，本方案以及本文中 公开的其它方案具有广泛影响且能够应用于多个潜在患者人群(例如脑 性瘫痪的儿童、肌无力的老年个体、MD、ALS或PD的人、中风幸存者等)。
图1B在左边示出了帕金森病(顶部)和MCA中风(底部)患者活 动性受损的一些生物力学原因。帕金森病造成起始运动困难和跖屈无力， 而MCA中风呈现出跖屈、背屈和髋屈曲/伸展无力等多个不同的挑战。 在中风患者的情况下，他们遭受着从在向前加速身体方面起到关键性作 用的各个关节(包括踝和髋)能够获得力量的限制。力量减小导致轻偏 瘫肢体的前进减弱，从而导致不对称的步态模式和缓慢的行走速度。对 于这两种患者人群，本文公开的至少一些辅助柔性套服100构造提供与 底层的生物肌肉系统平行的外力，这些构造被认为有益地将外部提示提 供给患者，且这些外部提示被认为分别改善了步态成果。本文中的发明 (其以自动、同步的方式将低或中等水平的力施加于患者)促进更大步 伐长度和更大步态速度的产生，从而改善身体功能和HRQoL。图1B在 右边示出了辅助柔性套服100的各方面(从左上方开始顺时针地，适于 提供髋伸展、髋屈曲、背屈和跖屈)，箭头206示出了能够如何施加力来 辅助各运动。
图1C在左边的三幅图中示出了使用辅助柔性套服100来使中风患者 从助行器或支架转换到借助辅助柔性套服100和手杖的受辅助运动，以 及到利用辅助柔性套服100的无辅助运动。许多中风幸存者能够步行， 但是由于踝背屈和跖屈变弱以及髋屈伸期间运动减少而以缓慢的、易于 疲劳的步态模式挣扎着移动。随着患者康复的进展，能够逐渐减小套服 的辅助功率，从而在基于任务的活动中功能性地再训练肌肉活性。可替 代地，如上所述，在本发明的至少一些方面，辅助柔性套服对患者的辅 助功率最初能够以低水平开始，然后随着患者康复的进展能够随着时间 逐渐增加。辅助柔性套服不仅适合特定的穿戴者，而且有利地适合穿戴 者需要的辅助的类型。图1C在从左边数起的第四幅图中概念性地示出 了：辅助柔性套服100易于穿上/脱下(左上方)，类似于一条宽松长裤 被穿上和脱下。图1C的最右边的两幅图示出了辅助柔性套服的模块化的 非限制性示例，第一幅图示出了被动或少致动器版本的辅助柔性套服100 且右边的第二幅图示出了附加的可选功率带125，其附连用来提供主动辅 助的传送能力。在至少一些方面，功率带125包括为辅助柔性套服100 提供功率所需的所有致动器(例如电机、带轮等)、电子器件和功率源(例 如电池等)。应强调，本发明包括被动版本的辅助柔性套服100(其不包 括任何致动器且可以包括或可以不包括传感器120)，并且适于经由辅助 柔性套服的弹性元件(例如可伸缩织物、纺织品、粘弹性材料、粘性材 料等)将低程度的能量和辅助提供给用户。
辅助柔性套服100有助于运动学、动力学、肌电图学和/或其它生理 学(例如新陈代谢和心率)基线数据的产生以帮助量化各患者的特定生 物力学和生理学异常。作为示例且不限制地，可以使用运动捕捉系统(例 如与配置在关键身体坐标处的被动反射标记器组合使用的以120Hz进行 记录的多个Vicon相机)来收集生物力学和生理学数据，可以使用Bertec 仪器化跑步机或嵌入式AMTI力板以1200Hz进行测量各腿的地面反作用 力(GRF)，可以使用Cosmed K4b2系统来测量稳态氧消耗和/或可以由
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Trigno系统来收集肌电图(EMG)信号。基线数据提供开始点， 临床医生然后能够从这样的开始点起定制施加于患者的具体辅助，所述 辅助有这样的特征：关于施加于患者下肢的力的位置、幅度和时间，辅 助有选择地变化(见图1D)。
图1D示出了辅助柔性套服100的临床使用的代表例，其利用板外控 制系统200经由力传输元件220A至220C将特定水平的辅助(例如低、 中等或高水平辅助)施加于穿戴辅助柔性套服100的患者。来自传感器 120(例如被示意为设置于鞋中以及患者小腿附近)的信息(例如经由无 线通信路径225或硬配线连接)传输到板外控制系统200。图1D的右边 的顶部图(“关节功率测量”)示出了展示踝和髋关节的功率恢复的力测 量，且图1D的右边的下部图(“腓肠肌内侧EMG”)示出了腓肠肌的肌 肉活动的减少(sEMG(mV)的减少)。然而对于健康的人，辅助柔性套 服能够用来有利地减少一些肌肉活动，但是这可能不是普遍期望的，且 在一些患者中，从康复的观点来说可能反而期望增加肌肉活动。
应注意，尽管本文中与特定示例(其中，提供低或中等水平的力) 相关地说明了辅助柔性套服提供的力水平，但是辅助柔性套服不限于低 或中等力的产生。作为示例，在本发明的至少一些方面，辅助柔性套服 被构造为供给10％至30％的辅助，同时最低限度地加重穿戴者的负担且 同时最低限度地限制穿戴者。相反，辅助柔性套服能够产生大的力和比本文中的示例所述的辅助水平更高水平的辅助且能够将它们施加于穿戴 者。公开的辅助柔性套服(是适于在规定的范围内(例如低水平辅助、 中等水平辅助、高水平辅助、中等至高水平辅助等)还是以开放的范围 (即，套服被构造为适于0％至100％辅助中的任何水平的辅助)施加辅 助)相对于现有的刚性外骨骼提供了如下的关键优势：主要的辅助用来 辅助人而不是用来移动沉重的刚性外骨骼，从而不管穿戴者需要什么水 平的辅助都更加有效地使用和应用套服的有限的功率源。
除了一些例外，患者(例如中风患者)的步态通常具有清楚可辨的 病理并且是可重复的，这导致辅助柔性套服100施加的循环致动力施加 于穿戴者。通过亲自调整致动时间、幅度和曲线，医疗提供者能够提供 给患者用于该患者的最优辅助策略。致动参数调整过程中的一个有利初 始步骤可以包括：调整背屈辅助以确保当患者行走时或当行走速度增加 时患者将充分地与地面保持间隙且不被绊倒或跌倒。这完成后，例如随 后可以调整蹬离时的跖屈辅助以帮助向前推进。然后，如果需要，在验 证踝致动的效果后，可以调整髋致动辅助(屈伸)。
图2A经由通过传感器120(虚线)和对于髋、膝和踝关节角度传感 器(例如被配置为监测髋、膝和踝矢状面关节角度的超弹性应变传感器) 各者的外部Vicon光学运动捕捉系统(实线)实时测量的穿戴辅助柔性 套服100的人的运动的比较而示出传感器120保真度的验证。在行走的 同时，在辅助柔性套服的一个实施例中的RMS误差小于5°。因此，辅助 柔性套服100展示出这样的能力：精确地测量用于状态机控制和控制算 法使用的运动学数据，从而使穿戴者与装置之间的安全和直观的相互作 用成为可能。这通过实时获得和分析用于提供关于运动学(例如足踏开 关、软关节传感器等)和人-系统相互作用力(例如套服张力等)的信息 的传感器120数据来实现。如图2A的左下方图示的本发明的一些方面所示，套服张力(F)235由一个或多个传感器120(例如超弹性应变传感 器、负荷传感器等)测量并且被用于：一旦超过阈值力(Fthresh)(F>Fthresh) 就触发一个或多个致动器105(未示出)的致动。图2A示出了：响应于 该触发，致动器致动(在这种情况下，由以cm为单位测量的位置变化来 表示)以传送所代表的力。该控制系统提供这样的鲁棒方法：根据人-套 服相互作用力(例如辅助柔性套服100中监控被动张力)来确定致动系 统的正确时间以产生能够用来分割穿戴者步态的力-模式。阈值(FThresh) 设置用来根据预定的致动曲线在步态中的正确时间致动一个或多个致动 器105。这种方法非常可靠且具有最低复杂度。在又一个控制策略中，根 据依赖于用户运动学或运动(例如测量和/或推测的关节角度)的人-套服 相互作用力来确定致动系统的正确时间以产生能够用来分割穿戴者步态 的力-模式。该控制系统经由一个或多个传感器120(例如超弹性应变传 感器等)监测一个或多个关节角度或者(例如根据其它身体部位的位置) 推测一个或多个关节角度的位置，并且将一个或多个关节角度与预定的 阈值进行比较来确定步态中开始致动一个或多个致动器105的正确时间。 即，当关节角度
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超过设定的阈值
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时，根据预定的曲线对 致动器105进行致动。
至少在一些方面，辅助柔性套服100被构造为响应于基于意图 (intent-based)的控制系统来操作。基于意图的控制系统得到套服张力 状态和步态运动学和/或其它数据(例如EMG、速度、加速度、离散事件 等)的信息。由于辅助柔性套服100的被动的、基于运动学的张力产生， 例如踝和髋处测量的张力模式使检测穿戴者的意图成为可能。有利地但是可选地，来自这些传感器的信息与来自其它冗余传感器120(例如惯性 测量单元、鞋内底压力开关等)的数据整合以确保鲁棒控制。多关节低 水平控制策略提供能够在不需要在各关节处进行局部精确控制的情况下 受到控制的减少的参数集。更确切地，在所有关节的两侧一起至少部分 地优化控制以确保对各肌群的辅助水平相对于步态步频、步伐长度、关节角度偏移(由于倾斜行走)和其它关节水平变量是鲁棒性的。这样的 控制策略也确保对于各肌群仅在步态的能量相关相位期间的辅助的及时 传送(例如水平行走期间对于踝关节的向前推进、上坡行走期间对于髋 伸展的前期站立等)。显著地，这样的方法根据患者的受损严重性(或辅 助需求)和期望的运动来为患者或穿戴者提供适当水平的能量注入，而不需要监测底层生物肌肉活动。
作为示例，图2A(右下方)示出了输入至多关节低水平控制器250 中的传感器120数据(例如Fref)，该控制器250被构造为使给予至各肌 群的辅助适应于步态步频、步伐长度和其它关节水平变量。因此，在适 当的时间和期望的运动的水平提供能量注入。因此，控制器250能够有 利地利用辅助柔性套服100中的张力(由穿戴者的运动被动地产生)作 为用于开始经由一个或多个致动器105添加能量的触发。来自传感器120 (例如应变传感器、软关节角度传感器、足踏开关、IMUS、陀螺仪等) 的数据能够用来精确地将步态周期分段，从而根据步态周期中的时间来 提供辅助，从而不仅与穿戴者同步地而且响应于穿戴者意图地(即，基 于意图的控制策略)提供辅助。动态地描述步态的特征的张力测量的使 用提供了鲁棒性地适应于运动的变化的简单、可靠的控制策略。
图2B示出了被构造为用来为一个步态周期提供髋致动(“髋套服”)， 特别是髋屈曲命令力的辅助柔性套服100的力轨迹的代表例。图2B示出 了髋屈曲的标准化扭矩曲线，其中，从步态周期的约35％至75％存在主 动参与且峰值力约130N。在本发明的至少一些方面，各关节的归一化参 考力轨迹是预定的，保存于计算机可读物理媒介中且由响应于(例如由 足踏开关获得的)步伐频率缩放的控制算法实时地适应性修改。
虽然辅助柔性套服100致动平台能够在不提供身体重量卸载的情况 下传送与穿戴者的生物关节的扭矩匹配所需的100％扭矩，但是有利地能 够根据特定穿戴者的需求定制辅助柔性套服提供的辅助水平。例如，在 至少一个方面，辅助柔性套服限于提供将被传送的关节所需总扭矩的仅 约15％(例如低至中等水平辅助)。图2B示出了：在从一条腿的足跟着 地开始至同一条腿的下次足跟着地的步态周期中，踝和髋关节在行走期 间需要的扭矩。髋关节力示意在图2B中的曲线图242，其中，命令的髋 伸展力被示意为曲线图240(步态的左右部)且命令的髋屈曲力被示意为 曲线图241(步态的中部)。在图2B的中间，命令的踝关节力由曲线图 243示出，其中，踝关节力由曲线图244示出且15％踝关节力由曲线图245示出。力曲线是被除以特定版本的踝和髋辅助柔性套服100的力臂且 按比例缩小至它们幅值的15％的标准化关节扭矩曲线。作为示例，对于 80kg的穿戴者，这将分别造成踝跖屈的240N的峰值力和髋屈曲的130N 的峰值力。这些力的值是为了说明的目的并不是限制辅助柔性套服的值。 图2B中的踝跖屈/髋屈曲的力曲线在曲线图底部示出了髋和踝力曲线被组合，这是因为套服正在同时影响这两个关节。在当前所述的示例中， 为了避免在致动踝的同时妨碍髋关节，踝的命令力曲线在施加的力对这 两个关节都有益的点(步态周期的35％附近)处开始，如图2B的底部所 示。
在本发明的至少一些方面，使用以力作为输入的基于位置的导纳控 制器来实现辅助柔性套服100的力控制。除了提供受控力脉冲以外，系 统也足够柔性以通过追踪穿戴者的运动来使辅助柔性套服100对于穿戴 者而言是透明的，这是超越仅使致动器不活动的先进技术(例如在利用 鲍登(Bowden)缆绳传输系统的构造中，使鲍登缆绳松弛)。这样的方法不可能使用常规的刚性外骨骼来实现，这是万一电压下降或功率损耗， 穿戴者为了能够再次自由行走将需要脱下系统。此外，在零力模式的情 况下，鲍登缆绳的缆绳行程能够用来估计关节角度，提供系统、穿戴者 和/或医疗提供者使用的有价值数据。
图2C示出了：随着套服从有效或致动模式(约2秒前)转变到图 2C的曲线图中的2秒标记后不久的无效或透明模式，对以1.25m/s的速 度行走的被试者在行走的四个步态周期内的踝跖屈(顶部)和髋屈曲(底 部)进行的导纳控制器力测试，其中，控制器对踝跖屈和髋屈曲进行操 作(即，命令力)。在图2C的各图中，控制器为两个步态周期提供辅助， 然后切换至“透明”模式，在透明模式中，系统追踪穿戴者且确保没有 力施加于他们(例如被测量的力接近于约0N)。使用常规的刚性外骨骼， 如所示的透明模式是不可能的，这是由于它们的显著惯性。
图2D图示了特别是表现出具有弱的跖屈和踝转动的足下垂步态的 轻偏瘫中风患者的步态不对称的示例。髋、膝和踝的运动学表明轻瘫腿 的运动范围减小。在中间图中，地面反作用力(GRF)表明轻瘫腿的蹬 离降低且时间减少。在图2D的右边，示出了站立持续时间和跨步持续时 间的明显不对称，这是由于在受损腿(左边)与健全腿(右边)之间的 根据GRF的受损腿的蹬离缺失以及髋、膝和踝关节的运动范围减小，后 者也清楚地示出了摆动期内足下垂的踪迹。
图2E示出了在穿戴着辅助柔性套服的中风患者行走在跑步机上并 且使用板外致动系统(例如见图1D中的附图标记200)施加力的同时从 该患者的试验获得的数据的示例。图2E表示了被构造用来为踝背屈和跖 屈提供辅助的辅助柔性套服100的实施例。图2E的左图示出了受损腿与 健全腿之间的步态对称性的改善以及站立持续时间的减少(步长的增加)。健全腿与受损腿之间的基线差被示出为12.1％，而当辅助柔性套服 起作用时健全腿与受损腿之间的基线差被示出为仅8.1％，改善了4％。 图2E的右图示出了补偿步态(髋环行)的显著减少，这由受损腿上足质 心(COM)更少的侧向运动来证实。
鉴于上面的说明以及下面更加详细的说明，本发明包括能够特别适 合于个体来增强他们的活动性的辅助柔性套服100。辅助柔性套服100 被选择使用(例如由作为模块化结构的模块组装、被设计为患者专用的 定制套服、通常适于特定疾病或需求辅助的“现成”的套服等)，并且利 用主动和/或被动的、适于个体在特定时间(即，需求可能随时间而变化) 的需求(例如单个肢体、多个肢体、单个关节、多个关节等)的组件和 系统而为具体个体而优化。
接下来转到图3A和图3B，示出了帮助穿戴者运动的通常以附图标 记300指定的代表性辅助柔性套服。一般而言，辅助柔性套服300能够 被实施为与致动器-控制系统组合用来对哺乳动物的以下行动提供主动 辅助的校正装置，所述行动例如行走、跑、跳、向上步进(例如上台阶 或楼梯)、向下步进(例如下台阶或楼梯)、坐下(例如坐在椅子上)、站 起(例如从椅子站起)等。通过与现有的外骨骼系统(其利用刚性外骨 骼支架和刚性连杆元件)对比的方式，结合轻质致动器和传感器装置， 图3A和图3B的机械化辅助柔性套服300利用适形材料和可伸缩织物来 减少例如与刚性外骨骼装置关联的限制。如图所示的辅助柔性套服300 不具有承载外骨骼，而是依赖于穿戴者的生物骨骼来辅助力的施加和负 荷的传输。然而，可以期望将柔性套服300与轻质的、刚性或半刚性的 骨骼系统组合以创建混合系统，例如用于需要施加高水平力的情况或用 于穿戴者的生物骨骼不能够或不应当承受全部负荷的情况。虽然与一些 其它图示例在外观上不同，但是除非明确否定或另有逻辑禁止，辅助柔 性套服300能够单独地或以任何组合的方式具有相对于本文中公开的其 它辅助柔性套服而公开的任何特征、选项和替代方案。
继续参照附图描述的代表性实施例，辅助柔性套服300包括：一个 或多个悬挂锚(这里也被称为“锚元件”)，其被构造为安装至穿戴者身 体301且将负荷传输至穿戴者身体301的一个或多个预定的承载段。各 图示的悬挂锚重新引导致动器产生的反作用力以使之耗散在穿戴者身体 的一个或多个“锚点”。这些指定的锚点(例如但是不限于，肩膀和/或臀部髂嵴)已经被确定用来更加容易地支撑致动器产生的负荷的系统施 加。一般来说，锚点的特征能够是皮肤表面处或附近的大骨骼标记，该 标记能够经受施加的大的法向或接近法向的反作用力(例如在臀部处， 髂嵴区顶部承受的指向下方的负荷优选是沿着臀部的侧边承受的剪切 力)。作为非限制性示例，小腿套302形式的第一悬挂锚接合(例如围绕 地延伸并经由一个或多个钩环带周向地附接)至穿戴者的位于受辅助足 上方的小腿的腓(腓肠肌)和胫(胫前肌)的部位。在小腿的其它部位 中，小腿套302接合作为用于支撑反作用力的负荷承受锚点的腓肠肌嵴。 此外，大腿套304形式的第二悬挂锚接合(例如围绕地包绕和经由一个 或多个钩环带周向地附接)至穿戴者的位于受辅助足上方的大腿的股(四 头肌和腘绳肌)的部位。大腿套304对股提供支撑点以从臀部向下沿着 股将致动力指引和对准至小腿和/或足。由于大腿的锥形形状，大腿能够 用作防止或最小化大腿套304响应于施加于套304的张力而进行的向上 运动的支撑点。以腰带306形式的第三悬挂锚接合(例如围绕地包绕和 经由一个或多个钩环带周向地附接)至穿戴者的腰部(骨盆)。腰带306 在作为承载支撑件或用于支撑反作用力的锚点的骨盆带的上外侧髂嵴上 延伸。通过使腰带306在腰部的狭窄部位与穿戴者身体301紧密贴合， 身体301在该连接处的自然特征有助于将腰带维持在适当位置。
也会想到，辅助柔性套服300包括比附图所示的三个更多或更少或 替代的悬挂锚。例如，在仍然借助于第一悬挂锚302将跖屈和背屈辅助 提供给穿戴者的同时，辅助柔性套服300可以去除第二和/或第三悬挂锚 304、306。可替代地，对于被设计为借助于第二和第三悬挂锚304、306 提供例如辅助髋屈曲和/或伸展的实施例，可以去除第一悬挂锚302。作 为又一个选项，对于被设计为提供例如辅助膝屈曲和/或膝伸展的实施 例，可以去除第三悬挂锚306。可选地，辅助柔性套服300可以使用肩带 来为反作用负荷分布提供额外锚点。
来自期望致动器的反作用力能够沿着非屈曲的线和非伸展的线被重 新引导至一个或多个锚点。这能够例如从期望的致动点经由不可伸缩或 基本不可伸缩的连接器(这里也被称为“连接元件”)组成的矩阵来实现， 该矩阵在重新引导力以使之终止于一个或多个锚点的同时在正常运动范 围内维持稳定性。根据图示例，小腿套302经由第一(外侧)带308A和 第二(内侧)带308B接合至大腿套304。如所示，外侧和内侧带308A、 308B通常彼此平行且都沿着穿戴者的腿直线延伸而不妨碍相关膝关节 屈曲/伸展。在此方面，第一(前侧)翼片310(其沿着穿戴者大腿的股 直肌向下延伸)将腰带306接合至大腿套304，大腿套304又经由带308A、 308B将腰带306连接至小腿套302。预见到，辅助柔性套服300包括将 各种悬挂锚接合在一起的更多或更少或替代的装置。例如，缆绳和/或织 带结构可以用来将小腿套302连接至大腿套304或将腰带306连接至大 腿套304。
如果的确需要，那么一个或多个连接元件能够在关节两侧被预张紧 以使偏置预张力将辅助力矩施加于关节。可选地，穿戴者或临床医生能 够有选择地增大或减小辅助柔性套服300的选择位置处的预张力的水平。 有选择的预张紧修正的特征能够包括一个或多个独立通道(例如整个套 服和/或者对左/右和/或前/后的独立控件)，所述独立通道受到被构造为沿 着通道调整张力(例如通过调整一个或多个连接元件的功能长度)的机 械或机电张紧装置的控制。对于被动系统，柔性套服系统能够省略用于 主动产生辅助力的致动器。
继续参照图3A和图3B，柔性辅助套服300还包括接合穿戴者足部 的连接元件以便使有选择地产生的力矩能够施加于踝关节附近从而辅助 穿戴者步态的一个或多个分段。根据图示例，足模块312(这里也被称为 “足附接元件”)被构造为安装在穿戴者受辅助足的附近或周围或如图所 示地安装在穿戴者受辅助足上，以使张力能够传输至穿戴者足的足后段 (例如位于或邻近跟骨区)和/或足前段(例如位于或邻近跖骨区)。如 所示，足模块312适配在穿戴者鞋子303的内部且与穿戴者足部的一个 或多个部位符合。替代构造(其中的一些在上面和下面进行详细图示和 说明)利用附接至或制造为穿戴者鞋子303的组成部分的足模块。使用 这样的模块，如下面更加充分地说明，辅助柔性套服300能够在臀部(经由腰带306)、大腿(经由大腿套304)或小腿(经由小腿套302)与足模 块312之间被张紧或预张紧，以在步态周期内的指定时间创建踝部处的 有益跖屈力矩或背屈力矩。
为了辅助被试人的步态周期中的双足行动，一个或多个主动组件能 够被添加至辅助柔性套服以在预指定的时刻对足的一个或多个选择位置 进行主动拉动(或推动)，来增大蹬离期和/或摆动期时或期间内的运动 功率。(例如在其远端)与足模块312附连且(例如在其近端)与悬挂锚 302、304、306中的至少一者附连的致动器314可有选择地致动以产生足 模块与悬挂锚之间的张力。对于一些实施例，为了反作用力的重新分布， 致动器314的驱动端(例如外壳)安装至腰带306或小腿套302，而致动 器314的从动端(例如附接缆绳、带或活塞杆的端部)附接至足模块312。 致动器可以采用各种已知形式中的任何形式，例如电机驱动鲍登缆绳、 气动人工肌肉(PAM)、双臂扭绳致动器、卷绳致动器、压电致动器、电活性材料(例如形状记忆合金和聚合物)等。在一些实施例中，离合器 被用来接合和/或解除组件(例如弹性件、致动器、阻尼器等)。可选地， 小腿套302能够通过非弹性件(例如缆绳、带、活塞、拉绳等)或弹性 件(例如编织尼龙、减震绳等)来连接至足模块312的足跟连接元件， 以使(例如在正常行走期间)施加于足模块312的张力生成绕着踝关节 的有益力矩以补充自然肌肉驱动的运动。在替代构造中，致动器安装在 可移动小车、邻近支撑平台上或以其它方式被放置为接近辅助柔性套服 300，如将在下面额外地详述。
传感装置有利地用来调制致动器激活且使致动器激活与穿戴者的步 态周期同步。继续使用上面的示例，图3A中以附图标记316示意性地图 示的一个或多个传感器(这里也被称为“传感元件”)安装在穿戴者受辅 助足上或附近。各所述传感器316可操作用来检测穿戴者的至少一个步 态特征且输出指示所述至少一个步态特征的信号。步态特征可以包括与 双足行动期间一条或两条腿和/或一个或两个足的运动模式关联的变量 或参数。能够从站立期(此处，足部与地面接触)与摆动期(此处，足 部抬起和向前运动)之间或之内的某处来区分特征。这可以包括与足跟 着地、平足、足尖离地和/或摆动相关联的持续时间、长度、对称性和/ 或频率测量。各所述传感器316可以单独地或以任何组合的方式包括足 踏开关、陀螺仪、惯性变送器、加速计、足着地传感器、关节角度传感 器等。一旦由传感器转换成电子数据信号，监测到的变量就能够输出至 用于进行处理的中央处理单元(CPU)或控制器318。作为非限制性示例， 由安装在与致动器314的连接元件邻近的足模块312上或附近的力传感 器来感测张力，且由控制器318(例如针对数个周期运动)监测和评价这些力以评估步态周期。控制器318在少数或多数运动周期内或在穿戴者 的启动致动指令后逐渐接入/解除致动器314。可替代地，CPU 318可以 根据其它反馈来推测步态模式，例如针对具体类型的穿戴者(例如所有 第70百分位的男性)的预定默认模式、穿戴者的手动输入、临床医生的 手动输入或它们的组合。CPU 318能够得知特定人如何不受辅助地行走， 此后开始施加辅助来观察步态如何变化，然后适当地调整。
柔性的辅助柔性套服系统的各种主动组件受到一个或多个处理器 (例如CPU、分布式处理器等)的控制，该处理器在这里也通常被称为 控制器(例如微控制器、微处理器等)。控制器、微控制器或中央处理单 元(CPU)318与传感器316和致动器314通信连接。如这里使用的CPU 318能够包括常设于套服300上(板上)的和/或分布于套服300外(板 外)的硬件、软件和/或固件的任何组合。CPU 318能够包括任何合适的 一个或多个处理器。借助于示例，CPU 318包括含有主处理器、从处理 器和次级或并行处理器在内的多个微处理器。CPU 318通常操作用来执 行各种计算机程序产品、软件、应用程序、算法、方法和/或本文中公开 的其它进程中的任一者或全部。CPU 318能够包括存储装置或能够接合 至存储装置，该存储装置能够包括易失性存储器(例如随机存取存储器 (RAM)或多RAM)和非易失性存储器(例如EEPROM)。控制器318 分析传感器316输出的步态特征信号，并且至少部分地根据分析信号来 有选择地驱动致动器314以将张力施加于足模块312从而产生绕着穿戴 者踝的力矩且辅助穿戴者受辅助足的跖屈或背屈或这两者。使用这样的 构造，辅助柔性套服300在步态周期内与腓肠肌平行地致动以提供踝关 节处的辅助。例如提供踝关节处的集中辅助，因为中风患者的远端肌肉 通常受损最严重，且因为已经确定解决踝处的弱化对膝和髋关节具有积 极的级联影响。下面进一步详细地说明辅助柔性套服300的使用方法和 控制方法，其能够整体地或部分地经由CPU 318来实施。
可选地，对于致动器314(例如在其驱动端等)安装在或接合至腰带 306且附连至大腿套304的构造，控制器318可操作用来有选择地驱动致 动器314以产生大腿套304与腰带306之间的张力，且由此在步态期间 辅助穿戴者的髋伸展/屈曲。柔性的辅助柔性套服300的致动器314创建 的张力能够通常与连接带308A、308B平行地从腰带306沿着股后区向下跨过膝关节传送到小腿套302，并且再向下传送到足模块312的足跟 带。这样的张力能够创建髋关节辅助力矩来帮助髋伸展。这样的张力也 能够创建如下的有益的踝关节力矩：该力矩辅助背屈且如果需要则随后 辅助跖屈，从而使足以向前的方向蹬离。
虽然上面的辅助运动被公开为主要在踝和髋运动的矢状面内(即， 通常平行于踝和髋运动的矢状面)，但是能够在其它平面内提供由柔性套 服产生的辅助运动。根据至少一些方面，辅助套服被构造为(同时地或 独立地)在矢状面和/或在一个或多个其它平面内将扭矩或其它辅助力传 送给身体。例如，辅助套服能够设置有位于足附接元件(例如图8的足 模块812)前和/或后的内侧和外侧致动器附接环或位于其它附接点(例 如股、胫等)的多个内侧和多个外侧致动器附接元件，以沿着与矢状面 平行或斜交的平面施加张力。这样的附接使套服能够(例如在非矢状面 内)与额状面的稳定性结合地(例如在矢状面内)传送辅助(内外侧扭 矩)。一般而言，辅助套服能够被构造为使用张力来传送不与人体关节矢状或额状面共面而是故意在将两个分量组合的另一平面上对齐的关节扭 矩。
虽然最初被公开为辅助单腿运动的单侧矫正装置，但是辅助柔性套 服300可以被构建为在行动期间辅助穿戴者双腿的双侧矫正装置。对于 这样的构造，辅助柔性套服300包括：第二足模块320，其安装在穿戴者 第二足上或附近且将张力负荷传输至第二足的足后段和/或足前段。虽然 单个双侧致动装置能够用来驱动这两个足模块312、320，但是可选的第 二致动器322能够附接至套服悬挂锚(例如腰带306)和额外足模块320 中的至少一者。此额外致动器322能够有选择地致动，以将张力传输至 第二足模块320。如果的确需要，套服300可以设置有额外悬挂锚，第二 致动器322能够可操作地安装至额外悬挂锚。作为非限制性示例，第二 小腿套326形式的悬挂锚围绕穿戴者的位于相应受辅助足上方的小腿的部位延伸并且经由一个或多个钩环带(例如周向地等)附接至穿戴者的 位于相应受辅助足上方的小腿的部位。第二大腿套328形式的另一个可 选悬挂锚包绕穿戴者的位于相应受辅助足上方的大腿的部位并且(例如 经由一个或多个钩环带周向地)附接至穿戴者的位于相应受辅助足上方 的大腿的部位。应该显而易见的是，第二小腿套326和大腿套328的结 构、操作和连接性能够分别与上述的小腿套302和大腿套304相同或基 本相同。
传感装置能够用来调制第二致动器322的激活且使第二致动器322 的激活与穿戴者的步态周期同步。根据构造，传感器316能够提供该功 能，或可选地，第二传感器324能够设置用来检测穿戴者的与第二足和/ 或腿有关的一个或多个步态特征且输出指示所述步态特征的信号。前述 的传感器可以采用本文公开的或另外已知的传感装置的各种形式中的任 何形式。在本实施例中，系统控制器或CPU 318通信地连接至第二致动 器322和第二传感器324。CPU 318经过编程来分析第二传感器324输出 的步态特征信号，并且至少部分地根据该分析有选择地驱动第二致动器 322从而辅助穿戴者第二足的跖屈或背屈或这两者。可选地，控制器318 可操作用来选择性地驱动致动器322来产生大腿套328与腰带306之间 的张力且因此在步态期间内辅助穿戴者第二条腿的髋伸展/屈曲。
图3C提供了图3A和图3B的小腿套302的后视图。钩环紧固带(即， 第一拉带330A和第二拉带330B)的交叉布置从细长且垂直定向的在图 3B中以附图标记332指示的中央(小腿前部)件的相对两侧突出。小腿 前部件332被设计为沿着穿戴者的小腿长度布置，沿着腿的长度纵向延 伸以使部件332通常平行于穿戴者的胫骨。第一和第二拉带330A、330B 在穿戴者腓部的周围被牵拉以使得当被紧固时，这些拉带周向地将小腿 套302附接至穿戴者的位于受辅助足上方的小腿。小腿套302在腿的后 部经由V型连接器带334连接至与足直接(例如在穿戴者鞋子的内部， 在袜子或衬垫与鞋子内表面之间)或间接(例如通过鞋子)接合的足跟 附接或锚元件。可选构造可以包括细长的通常圆柱形的弹性包绕件，本 质上类似于小腿压缩套，其被构造为包绕在胫部和腓部的周围且提供更 加保形和舒适的佩戴。对于这样的构造，多对钩环紧固带能够附接至弹 性包绕件且构造用来附接(例如相对于彼此部分重叠等)，从而增加小腿 套的稳定性和附接强度。能够设置周向围绕小腿且至少在穿戴者的腓部 顶部周围增加周向张力的可调整带。
接下来转到图3D，示出了最初呈现于图3A和图3B的腰带306的 立体图。根据本发明的一些实施例，腰带306包括与第一(前侧)翼片 310和第一连接扣带337一体化的第一(顶部)缝口(chap)336。此外， 腰带306的一部分是与第二(前侧)翼片340和第二连接扣带339一体 化的第二(底部)缝口338。第一和第二缝口336、338的近端附接至腰 垫342的背面。为了穿上图3D的作为例子的腰带306，将腰垫342放置 为靠着穿戴者背部的下脊柱区，第二连接扣带339在骨盆的周围(在右 髂骨上)绕行且穿过顶部缝口336中的带槽335，然后通过带339底侧的 钩看片(hook-and-look patch)(未示出)被紧固在合适位置，该钩看片与缝口336顶部的互补钩看片(未示出)配对。在将第二扣带339固定 在合适位置之前、期间或之后，第一扣带337在骨盆的周围(在左髂骨 上)绕行，然后经由带337底侧的钩看片(未示出)被紧固在合适位置， 该钩看片与缝口338顶部的互补钩看片(未示出)配合。对于替代构造， 扣带337、339能够经由使腰带能够在上外侧髂嵴上方被紧固在穿戴者的 位于的腰部的周围的带扣或其它连接工具在远端处连接。腰带306阻止 辅助柔性套服300的各种构成部件在垂直负荷和/或因水平负荷而导致的 骨盆区上的滑动的作用下被无意地拉下来，所述水平负荷例如是将大腿 套与腰带附接的连接元件的角度的结果。当被实施用于单侧应用时，未 使用的股前侧翼片(例如翼片340)能够被卷起且塞进或以其它的方式附 接至腰带箍(从图3A看出)。
图3E示出了小腿套302的第一带308A、第二带308B和V型连接 器带334以及大腿套304。大腿套304具有由动力网状插入物303限定的 截头圆锥形几何结构，该插入物303支撑在与后裤口307连接的倒V型 连接器段305之间。动力网状插入物303(其位于穿戴者四头肌的部位的 上方(从图3A和图3B看出))有助于防止辅助柔性套服304操作期间 的滑动，并且吸收套背面上的少量力。连接器段305操作用来借助于前 侧翼片310(例如经由相互配合的钩环紧固片)将大腿套304与腰带306 附连。另一方面，后裤口307包绕在穿戴者大腿的背面周围(例如在腘 绳肌肌簇上)且不妨碍臀部运动。V型连接器带334包括：周向可调整 的腓部裤口335，其能够被即时紧固在腓肠肌嵴上以提供额外支撑。可调 整腓部裤口335上的可选的动力网状插入物337有助于防止滑动和吸收 力。
现在参照图3F，示出了位于小腿套302(或“跖屈模块”)底部的V 型连接器带334的可调整构造。V型连接器带334包括：双向可调整带 350，其分别经由一对带扣352A、352B在相对两端可调整地连接至带 308A、308B。缝进双向可调整带350相对两端的可调整搭片(tab)354A 和354B允许对长度的调整和对小腿套302的附接点的内外侧位置的控 制。双向可调整带350底部是金属带扣，其被构造用来例如与负荷传感 器和鲍登缆绳护套连接。如果期望更加内侧地提供跖屈支撑，那么能够 调整双向可调整带350使带扣移动向腓部的内侧；并且，对于外侧辅助， 能够进行相反的操作。
呈现于附图的图4A和图4B的是辅助柔性套服300的通常以附图标 记404标示的替代小腿套结构。如上所述，虽然外观不同，但是小腿套 404能够相对于其它小腿套构造采用在本文中所述的任何特征、选项和替 代方案，反之亦然。小腿套404(也被称为“背屈模块”或“鱼骨模块”) 包括：中央胸板406，其分别具有第一肋条集合408和第二肋条集合410， 各集合从胸板406的相对侧突出。在肋条集合408、410各自的内部，分 别是两个或以上(例如图示例中为三个)水平导向、垂直间隔的肋条409 和411。在本特定的设计中，第一肋条集合408的垂直间隔的肋条409 经由中央胸板406在肋条409的近端连接在一起且经由第一织带405在 肋条409的远端连接在一起。同样，第二肋条集合410的垂直间隔的肋 条411经由中央胸板406在肋条411的近端连接在一起且经由第二织带 415在肋条411的远端连接在一起。胸板406底部的加强附接环412设置 用于将小腿套404连接至致动器(例如鲍登缆绳护套连接器)且可选地 连接至传感器(例如力变送器的外壳)。附接环412提供的更紧的连接点 有助于优化缆绳行程距离，例如，尤其是对于身材较矮的被试者。小腿 套404的中央胸板406被构造为覆盖并依靠着穿戴者的位于受辅助足上 方的胫骨(类似于图3A和图3B所示的构造)。一旦小腿套404的胸板 406被合适地放置，第一和第二肋条集合408和410的尺寸和形状就被设 定为能够包绕在穿戴者腓部的背面，并且例如经由配合的钩环紧固片407和413附连在一起。图4A图示了闭合状态下的单件鱼骨小腿套模块404， 而图4B图示了打开状态下的小腿套模块404。这样的特定构造提供增加 的舒适度和改善的可穿性和可脱性。
图5图示了图3A和图3B的辅助柔性套服300的通常以附图标记504 标示的另一个可选小腿套结构。图5的小腿套504(其被认为是开放式肋 条型背屈模块)具有：中央胸板506，其分别具有第一肋条集合508和第 二肋条集合510，各集合从胸板506的相对侧突出。类似于图4A和图4B 提出的构造，图5的肋条集合508、510各自分别包括至少两个(例如图示例中为三个)水平导向的、垂直间隔的肋条509和511。与图4B所示 的小腿套404不同，肋条集合508、510各自的垂直间隔的肋条509、511 不通过各自的织带在肋条509、511的远端连接在一起。中央胸板506设 置有加强附接环512(其类似于图4A和图4B的加强附接环412)，用于 将小腿套504连接至致动器且可选地连接至传感器。小腿套504的中央 胸板506被设计为覆盖和倚靠着穿戴者的位于受辅助足上方的胫骨。一 旦套504的胸板506部被合适地放置在穿戴者胫上，肋条509、511各自 被构造为独立地包绕在穿戴者腓骨的背面，并且例如经由配对的钩环紧 固片附连至另一个肋条集合中的对应互补的肋条。带509、511的独立可 调整性能使得能够更加舒适地佩戴在更多种类的小腿肌肉上。
图6中的通常以附图标记604标示的是可以一体化至图3A和图3B 的外套服300的又一个小腿套结构。图6的小腿套604(与套404和504 一样)是模块化单一结构；然而，与另两个实施例不同，小腿套604被 认为是开放式枢转肋条型背屈模块。根据图示例，小腿套604具有：中 央胸板606，其分别具有第一肋条集合608和第二肋条集合610，各集合 从胸板606的相对侧突出。类似于上述的构造，肋条集合608、610各自 分别包括多个水平导向的、垂直间隔的肋条609A至609C和611A至 611C。类似于图4A和图4B的肋条409、411和图5的肋条509、511， 图6的肋条609A至609B和611A至611B刚性附接至(例如在合适的位 置被缝至)中央胸板606。然而，与另外的小腿套构造不同，最底部的两 个肋条609C和611C例如经由中央枢转销614可枢转地附接至中央胸板 606。可选的构造能够被构造为使得肋条609B、611B和/或肋条609A、 611A也可枢转地附接至中央胸板606。中央胸板606也设置有位于中央 的加强附接环612，用于将小腿套604连接至致动器且可选地连接至传感 器。小腿套604的中央胸板606被设计为覆盖和倚靠着穿戴者的位于受 辅助足上方的胫骨。当小腿套604的胸板606段被合适地放置在穿戴者 胫骨上时，肋条609、611分别被构造为独立地包绕在穿戴者腓骨的背面， 并且例如经由配合的钩环紧固片附接至另一个肋条集合的对应互补肋条。枢转带609C、611C使得角度能够调整从而为更宽和/或更窄形状的 小腿提供了更好的舒适度。弹性箍可以设置用来在穿上/脱下时将模块 604保持在合适的位置。模块604前方的重叠维克牢(velcro)衬垫提供 更好的稳定性且为外侧支撑模块创建着陆垫。
图7A和图7B示出了可选的踝带760，其被设计用于小腿套702与 足模块712之间的附接以在图3A和图3B的柔性辅助套服300的使用期 间为穿戴者的踝部提供被动外侧支撑。应该显而易见的是，图7A和图 7B的小腿套702和足模块712能够分别采用相对于小腿型锚附接和足型 附接而在本文中公开的相应形式中的任何形式。踝带760具有由细长的 主(腿)搭接带762和从带762的近(顶)端伸出的一体化的三个次(足 趾)搭接带763至765限定的“鸡足状”几何结构。主搭接带762的远 (底)端能够通过足模块702的上口713的下方并围绕上口713，然后对 折以使带762上的互补钩环紧固片766和767配合且因此将踝带760可拆卸地接合至足模块712。与此同时，足趾搭接带763至765中的一者或 多者或所有然后以各种可用组合中的一种(例如经由配合的钩环紧固片) 可拆卸地接合至从小腿套702的中央胸板706伸出的肋条709、711上的 众多可用附接位置中的一者或多者。小腿套702与足模块712之间张力 的幅度和角度例如取决于足趾搭接带763至765的所选组合、方位和附 接位置。这有助于套服300操作期间创建被动踝支撑且因此防止无意的 踝转动。多个附接点也能够有助于更好地将力分布在背屈模块702上且 因此减少无意的下拉。背屈带/肋条709、711上的钩环片有助于将小腿套 702直接附接至踝带760的足趾763至765的外部。
如上面在图3A和图3B的足模块312的论述中指出的，各个公开的 足模块被构造为安装至穿戴者受辅助足或其周围或附近以便能够在步态 期间将辅助力分配给足来辅助双足运动。与图3A和图3B图示的其它模 块一样，足模块可以采用各种可选的特征和替代形式。附图的图8例如 是辅助柔性套服300使用的代表性的鞋型足模块812的侧视图。与足模块312(其是被设计为适配在穿戴者鞋子内部的插入型足模块)相比，图 8的足模块812被制造为或以其它方式被一体化至将穿戴者受辅助足嵌 套在其中的鞋子中。根据这样的特定构造，足模块812包括多个致动器 附接点/环，致动器能够可拆卸地连接至附接点/环(例如环对与鲍登缆绳 的端部连接的粗缆绳棘轮进行保持)。作为非限制性示例，足模块812包括多个第一致动器附接环820，其接近于足的足前段，位于鞋的处于鞋头 与鞋舌底部之间的足尖鞋面部。此外，多个第二致动器附接环822的位 置接近于穿戴者足的足后段，位于鞋子的处于后鞋领与外鞋底之间的足 跟支撑部。足前段和足后段处的多个附接环820、822使众多内侧/外侧 附接位置的选择性能成为可能。这样，这些致动器附接点各自提供有区 别的角度，致动器产生的张力沿着这些角度施加于穿戴者的足部。鞋型 足模块812内部的缝入支架将外侧支撑传输至足部。
图9是以附图标记912概括地标示的另一个代表性鞋型足模块的后 视立体图，其包括将在图10A至图10E的论述中进一步详细说明的快速 连接/快速释放致动器附接模块1000。快速连接/快速释放致动器附接模 块1000起到足后段的与穿戴者受辅助足的足跟骨的底侧相邻的致动器附 接点的作用。如上所述，力传输元件(例如力传输元件220A至220C)可以在一个或多个锚元件处连接至辅助柔性套服100。图10A至图10E 图示了根据本发明至少一些方面的以快速连接/快速释放锚元件1000形 式的锚元件的一个实施例。快速连接/快速释放锚元件1000例如可以位 于个体的鞋子的足跟部以将力传输元件附接至个体鞋子的背面。
力传输元件1001(例如鲍登缆绳)的端部可以具有与快速释放锚元 件1000连接的连接器。如图10A所示，连接器可以是T型连接器1003 的形式；然而，连接器可以是用于插入和接合快速释放锚元件1000的各 种其它形状和构造。T型连接器1003被构造或被塑形为配合至快速释放 锚元件1000的开口1005中。具体地，T型连接器1003被构造或被塑形 为使得T型连接器1003根据相对于开口1005的具体定向配合至开口 1005中。一旦插入快速释放锚元件1000，T型连接器1003就可以旋转 (例如顺时针和/或逆时针)以使T型连接器1003的肋条1007在开口 1005处与快速释放锚元件1000卡合并且防止T型连接器1003从开口退 出。
参照图10B，接合在快速释放锚元件1000内的T型连接器1003相 对于开口1005旋转至T型连接器1003的插入定向使T型连接器1003 以及相应的力传输元件1001从快速释放锚元件1000释放。即，T型连 接器1003的肋条1007与开口1005对准以使T型连接器1003能够从快 速释放锚元件1000退出。
图10C至图10E图示了根据本发明至少一些方面的快速释放锚元件 1000的子元件。参照图10C，快速释放锚元件1000可以包括背锁1009。 当T型连接器1003不接合在快速释放锚元件1000内时，背锁1009防止 物体进入快速释放锚元件1000。图10D图示了快速释放锚元件1000的 内部图。内部图包括凹口1013a和1013b，其允许T型连接器1003在快 速释放锚元件1000内旋转和与快速释放锚元件1000接合。图10E图示 了快速释放锚元件1000的外部图。外部图包括凹口1013，其接纳快速释 放锚元件1000内的背锁1009且允许背锁1009在闭合位置(图10B)与 打开位置(图10A)之间致动。
上面将图8和图9的足模块812和912说明为被制造成用于在内部 嵌套、覆盖以及牢固附接至穿戴者的受辅助足的鞋类的鞋型足模块。替 代构造被设计为直接符合穿戴者的足，在一些设计中，适配在穿戴者鞋 子的内部以锚定与穿戴者的足跟/足尖邻近的致动器。例如，图11A和图 11B图示了通常以附图标记1112标示的具有鞋垫(在提供的视图中不可 见)的插入型足模块的各分段，该鞋垫适配在鞋子或其它鞋类的内部且 舒适地位于穿戴者足的脚掌和足跟的下面。鞋垫例如通过缝制牢固地附 接至或者例如经由钩环紧固件可去除地附接至阿基里斯带1114和胫骨带 1116。阿基里斯带1114从位于穿戴者足跟底侧的鞋垫开始延伸，沿着阿 基里斯腱的长度向上，并且穿过鞋子1101上部开口的向后部延伸出。阿 基里斯带1114被设计为将致动器产生的张力传输至穿戴者足的足后段。 这样的力能够被施加用来产生/帮助跖屈且因此辅助踝处的蹬离，并且能 够可选地用来辅助髋的屈曲。另一方面，胫骨带1116从位于穿戴者足前 段的底层的鞋垫开始延伸，沿着跖骨区、距骨和胫向上，然后穿过鞋子 1101上部开口的向前部延伸出。胫骨带1116将致动器产生的张力传输至 穿戴者的足前段。这样的力能够被施加用来产生/帮助背屈且因此辅助足 跟着地，并且能够可选地用来辅助髋的伸展。可选的踝支撑带能够用来 为足模块1112提供被动外侧支撑。对于至少一些实施例，踝支撑带可枢 转地附接与踝部对齐的枢转轴。
图12至图15提供辅助柔性套服足模块的各种其它可选构造。例如， 图12是代表性通用的鞋上足模块1212的侧视图。本设计被认为是许多 可能的“非永久性的鞋上”附接方案中的一种。足模块1212包括：足尖 杯1214和足跟杯1216，它们被构造为分别坐装和附接在人的鞋子1201 的外足尖和足跟部的附近。足尖和足跟杯1214、1216然后系(例如经由 鞋子1201相对两侧的鞋带1218)、棘连或以其它的方式偏连在一起以使 通用足模块1212固定至鞋子1201。张力分别经由向前和/或向后锚1220 和1222通过足模块1212传输至穿戴者足的足前段和/或足后段。
图13是根据本发明其它方面的代表性自动绷紧鞋内足模块1312的 侧视立体图。足模块1312包括：交织织带结构1314，其被构造为围绕穿 戴者足的足前段和足后段，并且当经由致动器在足模块与悬挂锚之间产 生张力时，其自动绷紧。本发明利用双轴螺旋缠绕编织，其包绕穿戴者 足部的周围或穿戴者鞋子的周围，并且当缆绳搭片1316、1318中的一者 或两者张紧时，其自动束紧在鞋/足部的周围。
图14是另一个代表性鞋内足模块1412的侧视图。本实施例使用鞋 垫1414，其坐装在穿戴者足的底部且接合至足前段和足后段锚摆件1416 和1418，锚摆件1416和1418用于经由缆绳1426将足模块1412与一个 或多个致动器接合。踝口1420设置有与外侧踝支撑带1424连接的附连 搭片1422。以对比的方式，图15是模块化的鞋内或鞋上背屈足模块1512的平面图。本实施例利用放置在穿戴者足尖的周围(穿戴者鞋子的内部 或外部)的足尖环1514。胫骨带1516可拆卸地接合至足尖环1514，然 后在鞋子的内部或在鞋子的外部沿着鞋舌向上延伸。对于至少本实施例， 踝支撑带可枢转地附接至与外侧踝部对齐的枢转轴。该踝支撑带支撑踝， 从而防止过度仰转(滚动)或降低过度仰转的风险。在其它实施例中， 踝支撑带可枢转地附接至与内侧踝部对齐的枢转轴。该踝支撑带支撑踝 且防止它过度仰转或降低过度仰转的风险。在其它实施例中，两个踝支 撑带被设置且与内侧和外侧踝部对齐。
图14的鞋垫1414能够是全掌鞋垫(从足跟到足尖)或终止在跗骨- 跖骨关节之前、之处或之后的局部鞋垫。在至少一些方面，鞋垫1414能 够针对足的不同部分而具有可变的刚度值，以将辅助不同地分配给足下 的不同部分(例如足后段的刚度较大，足前段的刚度较小)。
一种在穿戴者行走期间帮助一个或多个步态运动的辅助柔性套服系 统的制造方法，该方法包括：提供悬挂锚，所述悬挂锚被构造为安装至 穿戴者身体且将负荷传输至穿戴者身体的一个或多个预定承载段；提供 足模块，其被构造为安装在穿戴者的足上或附近且将负荷传输至穿戴者 足的足后段或足前段或这两者；将致动器附接至足模块和悬挂锚，致动 器能够有选择地致动以产生足模块与悬挂锚之间的张力；将传感器安装 在穿戴者的足上或附近，传感器可操作用来检测穿戴者的步态特征且输 出指示所述步态特征的信号；将控制器通信地连接至传感器和致动器， 控制器被构造为分析传感器输出的步态特征信号，并且至少部分地根据 分析信号来选择性地驱动致动器，以此辅助穿戴者足的跖屈或背屈或这 两者。
图16A图示了根据本发明至少一些方面的穿戴着辅助柔性套服100 的个体的步态周期内的跖屈致动的修正。至少部分地根据力传输元件 1601的致动而发生个体踝跖屈，力传输元件1601在跖屈锚元件1603(例 如快速释放锚元件1000)处连接至个体的足。作为示例，力传输元件1601 可以通过辅助柔性套服100从板外控制系统200(未示出)路由至跖屈锚 元件1603。在图示的示例中，力传输元件1601的路由可以通过辅助柔性 套服100的与臀部连接的部分来发生，以除了跖屈辅助以外也将髋屈曲 辅助提供给个体。
从左边开始，图16A(I)图示了当个体右足开始蹬离地面时个体右 足的第一位置。作为示例，第一位置可以位于行走期间的步态周期的 30％。在第一位置，腓肠肌和髋肌处于离心收缩的状态，且辅助柔性套 服100处于相应的伸展状态。在步态周期的第一位置处或稍后，由于跖 屈力矩造成的力，个体右足开始蹬离地面。在图16A(I)之前且直至图 16A(I)，力传输元件1601是松弛的。
图16A(II)示出了个体右足的第二位置。在第二位置，作为示例， 板外控制系统200与个体的腓肠肌平行地致动力传输元件1601来修正跖 屈力矩且修正施加于踝关节的扭矩来提供跖屈。作为示例，第二位置可 以位于步态周期的40％。在第二位置，腓肠肌和髋肌处于离心收缩的状 态，且辅助柔性套服100处于相应的伸展状态。
如图16A(III)所示，致动上升至个体右足的第三位置来将最大辅 助提供给个体产生的跖屈力矩。作为示例，个体右足的第三位置可以位 于步态周期的50％。在第三位置，腓肠肌处于等长收缩的状态，股肌(例 如四头肌)处于同心收缩的状态且辅助柔性套服100处于相应的收缩状 态。因此，在图16A(III)处，力传输元件1601将张力施加于跖屈锚元 件1603。在一个实施例中，根据通过辅助柔性套服100跨过个体的髋部 的力传输元件1601的路由，除了在踝部以外，力传输元件1601的致动 还在髋部辅助个体的运动。即，致动可以在由跨过髋的前面致动的力传 输元件1601进行的跖屈修正期间帮助穿戴者向前摆动髋(例如髋屈曲)。 这样的构造是多关节的，跨过个体多个身体部位的单个致动可以辅助多 个身体部位的运动。多关节布置可以通过更加接近地模拟个体肌肉和骨 骼结构的运动和激活来提高辅助柔性套服100的效率、透明度和/或性能。
如图16A(IV)所示，辅助持续到个体右足的第四位置(例如位于 步态周期的60％)。在第四位置，腓肠肌和股肌处于同心收缩的状态，且 辅助柔性套服100处于相应的收缩状态。此点后，在个体右足的足尖离 地后板外控制系统200进行的致动逐渐降低以释放力传输元件1601的张 力。在足尖离地后，力传输元件1601的致动不再提供辅助。因此，力传 输元件1601的致动停止从而致使力传输元件1601松弛且处于透明状态， 这是因为跖屈修正不再是有益的。
尽管在上面相对于步态周期的具体示例性百分比说明了第一至第四 位置，但是具体百分比可以相对于同一个体的不同步态周期而变化且可 以相对于不同个体而变化。因此，上述的具体百分比仅是示例性的，并 且对于取决于穿戴着辅助柔性套服100的个体的特征的具体步态周期可 以是不同的。
根据上述，力传输元件1601在步态周期的约30％至60％(这是腿蹬 离地面的时间)增加张力。这将力矩施加于踝和髋，它帮助踝蹬离地面 且帮助髋摆动腿。具体地，如图16C所示，个体的骨骼结构支撑由辅助 柔性套服100产生的压缩负荷，而辅助柔性套服100与个体的肌肉系统 平行地起作用。
图16C(I)图示了根据本发明至少一些方面的由力传输元件1601 的跖屈辅助产生的力路径。响应于产生跖屈力矩的个体，力路径1661通 过个体的右腿骨骼结构来产生，终止于右足。特别地相对于力传输元件 1601的在踝处的致动点1665，相应的力路径1663通过辅助柔性套服100、 通过图16A的力传输元件1601来产生。图16A的力传输元件1601和因 此图16C(I)的相应力路径1663可以分别从髋、膝和踝的旋转关节中心 约10cm、1cm以下和8cm地路由，以产生期望的屈曲和/或伸展力矩。 如上所述，因为力路径1663跨过髋的前面行进，所以力路径1663能够 通过有益于踝处的跖屈和髋处的髋屈曲来提供多关节益处。可替代地， 产生的力路径1661和1663可以由个体关节处的和辅助柔性套服100通 过辅助柔性套服100将力传输元件(例如1601)的负荷传输至个体的位 置处的力向量来表示。如图16C(II)所示，力向量1667a表示在髋处从 个体骨结构施加于辅助柔性套服100的力。力向量1667b表示在髋处从 辅助柔性套服100施加于个体骨结构的力。同样，力向量1667d表示在踝处从个体骨结构施加于辅助柔性套服100的力。力向量1667c表示在 踝处从辅助柔性套服100施加于个体骨结构的力。
图16D图示了根据本发明至少一些方面的从辅助柔性套服100施加 于个体的力。具体地，图16D涉及踝的扭矩，并且作为示例，图示了响 应于力传输元件(例如力传输元件1601)的致动的在个体右腿上的各种 力。箭头1681a至1681c表示创建关于个体的踝有益的力矩的力。箭头 1683a穿过踝关节的旋转中心且因此不创建力矩。箭头1685a和1685b 创建对抗力矩。根据箭头1681a至1685b，箭头1687a和1687b表示踝上 方或下方的有益于个体的运动且由辅助柔性套服100产生的总力。
图16E图示了根据本发明至少一些方面的从辅助柔性套服100施加 于个体的力。具体地，图16E涉及髋的扭矩，并且作为示例，图示了响 应于力传输元件(例如力传输元件1601)的致动的在个体右腿上的各种 力。箭头1681d至1681g表示用于创建关于个体髋的有益力矩的力。箭 头1683b至1683d穿过髋关节的旋转中心且因此不创建力矩。箭头1687c 和1687d表示在髋上方或下方的有益于个体的运动且由辅助柔性套服 100的总力。
图16B图示了根据本发明至少一些方面的穿戴着辅助柔性套服100 的个体的步态周期内的背屈致动的修正。至少部分地根据力传输元件 1631的致动而发生个体踝背屈，力传输元件1631在背屈锚元件1633处 连接至个体的足且例如可以通过小腿附接件1635从板外控制系统200 (未示出)路由至背屈锚元件1633。力传输元件1631的在板外控制系统 200与背屈锚元件1633之间的路由可以根据上面参照图16A所述的相同 路由来实现，但是对于与小腿附接件1635相关的变化，力传输元件1631 向前路由以接合背屈锚元件1633。
从左边开始，图16B(I)图示了当由于跖屈而造成个体右足(作为 示例)蹬离地面时个体右足的第一位置。作为示例，第一位置可以位于 行走期间步态周期的40％至60％。力传输元件1631在第一位置内处于透 明的松弛状态，这是因为步态中的此点不需要相对于背屈的修正。
图16B(II)示出了个体右足的第二位置，右足在踝处的跖屈后将要 蹬离地面。在第二位置，力传输元件1631致动以修正与胫前肌相关的步 态力矩。相对于辅助柔性套服100不提供辅助情况下的个体步态，力传 输元件1631的致动缩短背屈锚元件1633与小腿附接件1635之间的距离。 通过在步态周期内的此点致动力传输元件1631，个体可以根据合适的步 态运动更加容易地摆动他的或她的足部，这是因为在力传输元件1631辅 助的情况下，相比于个体在其它情况下可能经历的情况，背屈锚元件1633 与小腿附接件1635之间的减小的距离提供更大的足尖距地面的间隙。作 为示例，第二位置可以位于步态周期的70％。
图16B(III)示出了右足的第三位置。在第三位置，在足已经向前 摆动之后且在踝着地之前，力传输元件1631的张力可以减小。力传输元 件1631的张力减小可以在剩余的步态周期内持续且持续到在如图16B (IV)所示的第四位置处的足跟着地后的下一步态周期。在下一步态周 期的足跟着地后，力传输元件1631是松弛的且处于透明状态以便在不需 要背屈修正的时期内不另外修正个体的步态。作为示例，第三位置可以 位于步态周期的90％且第四位置可以位于下一步态周期的百分之十。
尽管在上面相对于步态周期的具体示例性百分比说明了第一至第四 位置，但是具体百分比可以相对于同一个体的不同步态周期而变化且可 以相对于不同个体而变化。因此，上述的具体百分比仅是示例性的，并 且针对取决于穿戴着辅助柔性套服100的个体的特征的具体步态周期可 以是不同的。
从被施加力的施力点可以看出，能够施加于穿戴着辅助柔性套服100 的个体的力的幅度是套服-个体系统的有效刚度k有效的函数。这能够通过 对由与个体软组织(例如皮肤、肌肉、脂肪)界面接合的纺织品界面确 定的身体刚度和由纺织品弹性性质确定的套服刚度进行求和来确定。有 效刚度允许计算致动器速度/功率(这是由于在力被传输至个体前，需要 时间/能量来使组织/套服发生位移)且能够根据方程式1来确定。
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可以通过使个体以与期望的运动(例如行走)期间套服被致动的姿 势类似的姿势站立来测量有效刚度。然后，在记录辅助柔性套服100内 的诱导力的同时，力传输元件以梯形曲线被致动。前述的结果已经潜在 地表明负荷-卸荷方面的显著的非线性和滞后性。
图16F图示了根据本发明至少一些方面的由辅助柔性套服100创建 的分布在个体的力。如图16F(I)具体所示，部位1691a至1691d是腿 区域，该区域具有接近皮肤的骨骼并且提供了用于从辅助柔性套服100 将力分配至个体的合适区域。图16F(II)示出了个体的在辅助柔性套服 100与身体之间的组织上的法向力1693a至1693i，法向力1693a至1693i根据辅助柔性套服100分配给个体的力而造成个体身体的区域1695a至 1695i处的压缩。此外，图16F(III)示出了辅助柔性套服100的因将力 分配给个体而产生的反作用力1697a至1697e，反作用力1697a至1697e 造成辅助柔性套服100伸展。此外，弹簧1699a和1699b示出了辅助柔 性套服100在造成反作用力1697a至1697e的负荷下的拉伸。
因为辅助柔性套服100是完全纺织品，所以辅助柔性套服100不限 制个体的运动且具有很小的质量。因此，如果使套服中的张力松弛，那 么辅助柔性套服100对穿戴者是不易感知的；例如，穿戴着辅助柔性套 服100感觉好像穿戴着一条裤子。此外，辅助柔性套服100提供的主要 辅助施加于个体，而不是用来加速和移动附连至个体的其它的沉重而刚性的质量。此外，在一个实施例中，即使辅助柔性套服100不被主动致 动而是仅稍微张紧且保持该张紧，辅助柔性套服100也有益于个体。
作为示例，辅助柔性套服100可以构建为经过股的前面和踝的背面。 运动至腿从地面蹬离的位置的腿会导致股前面的距离和踝背面周围的距 离增加。在辅助柔性套服100保持在固定长度的情况下，这被动地生成 了辅助柔性套服100中的张力。被动张力起到类似于当套服被致动时的 作用，但是具有较小的力幅度。这有效果，因为生物踝和髋关节在步态 周期某些部分吸收功率。当辅助柔性套服100被动地伸展时，辅助柔性 套服100反而吸收功率，并且在步态周期的当身体产生积极功率时的稍 后部分期间内释放它。
例如，在力传输元件(例如鲍登缆绳)保持在恒定长度的情况下， 从步态周期的25％至40％，辅助柔性套服100的张力可以升高，从而被 动地吸收功率。从步态周期的40％至60％，能量被返回到穿戴着辅助柔 性套服100的个体，但是因为由于致动而造成的通过力传输元件的力传 输，主动峰值远高于被动峰值。在步态周期的60％，当个体在行走的正常过程期间改变他的或她的身体构造时，两种力都下降，这释放辅助柔 性套服100中的张力。这样的力模式复制行走期间步态力矩和功率的自 然生物模式。
图17A图示了根据本发明至少一些方面的张力系统1700的元件。张 力系统1700可以包括弹簧1701、端盖1703、弹簧保持管1705、防磨管 1707和可扩展套管1709。弹簧1701、端盖1703、弹簧保持管1705、防 磨管1707和可扩展套管1709是中空的以允许力传输元件的(例如从鲍 登缆绳开始的)至少一部分在被装配时穿过。
弹簧1701可以是任何类型的弹簧，例如由形成螺旋形状的金属制成。 端盖1703装配至弹簧1701的任一端以盖住弹簧1701的端部。防磨管 1707装配在弹簧1701内，并且防止弹簧1701在致动和张紧期间的磨损， 例如防止缆绳反复地摩擦弹簧1701。弹簧保持管1705装配在弹簧1701 外。弹簧保持管1705的长度可以调整以限制弹簧1701能够被压缩的程度。可扩展套管1709套在弹簧1701和保持管1705外。可扩展套管1709 防止物体在张紧时期被弹簧1701夹住。可扩展套管1709还防止环境杂 物被裹入张力系统1700内。
张力系统1700允许力传输元件(未示出)(例如鲍登缆绳)向下行 进且通过张力系统1700的长度，例如通过一个端盖1703、弹簧1701、 防磨管1707和另一个端盖1703。当力传输元件(例如鲍登缆绳)被致动 时，力传输元件的运动造成弹簧1701拉伸或压缩。当弹簧1701压缩时， 可扩展套管1709也压缩。在一个实施例中，当力传输元件被致动时，弹 簧1701造成可扩展套管1709上的恢复力以将力传输元件拉出可扩展套 管1709。独立于致动，能够通过控制弹簧1701的性质(例如弹簧材料、 长度、每单位长度的转数等)将张力施加于力传输元件。
图17C图示了根据本发明至少一些方面的应用于辅助柔性套服100 的张力系统1700。如所示，力传输元件1717(例如鲍登缆绳的绳线)穿 过端盖1703和弹簧1701。在鲍登缆绳的情况下，绳线还穿过力传输元件 附接件1713，附接件1713接合鲍登缆绳的护套但是允许绳线自由穿过。 力传输元件附接件1713连接至辅助柔性套服连接器1715。因此，力传输 元件附接件1713借助于与力传输元件附接件1713协作的辅助柔性套服 连接器1715将致动系统(例如板外控制系统200)连接至辅助柔性套服 100。
如上所述，辅助柔性套服连接器1715可以是不偏离本发明实质和范 围情况下的各种不同类型和构造。如所示，辅助柔性套服连接器1715可 以包括由辅助柔性套服100的织物材料制成的织物环1715a。如所示，织 物环1715a可以穿过金属环1715b。金属环1715b连接至力传输元件附接 件1713。金属环1715b可以通过任何合适的机械连接(例如螺钉、闩锁 等)来附接至力传输元件附接件1713。在一个实施例中，金属环1715b 和力传输元件附接件1713可以是单个一体化件。
可选地，负荷传感器1719可以位于力传输元件附接件1713与金属 环1715b之间。负荷传感器1719的附接使得能够测量通过力传输元件 1717传输的力。在一个实施例中，负荷传感器1719与力传输元件附接件 1713之间可以存在枢轴(未示出)。枢轴使通过负荷传感器1719传输的 离轴力矩最小化，否则离轴力矩会减少负荷传感器1719的寿命。负荷传感器输出端1721附接至负荷传感器1719，负荷传感器输出端1721例如 能够连接至板外控制系统200或其它控制装置来对通过力传输元件1717 传输的力进行测量。根据前述，负荷传感器1719可以是附加的单独组件 或可以一体化至附接方法中，例如一体化成力传输元件附接件1713处的 在力传输元件与辅助柔性套服100之间的附接。
图17B图示了根据本发明至少一些方面的另一个张力系统1750的元 件。张力系统1750可以包括弹簧1751、端盖1753、缆绳架配合点1755 和弹簧保持管1757。端盖1753和弹簧保持管1757是中空的以允许力传 输元件(例如从鲍登缆绳开始的)的至少一部分穿过。力传输元件1759a 穿过弹簧1751且连接至缆绳架配合点1755。另一个力传输元件1759b 连接至缆绳架配合点1755的另一端。
参照图17D，在连接状态下，弹簧1751的一端连接至位于端盖1753 的弹簧附接点1761a。弹簧1751的另一端连接至位于缆绳架配合点1755 的弹簧附接点1761b。此外，力传输元件1759a连接至缆绳架配合点1755 的一端1763a。力传输元件1759b连接至缆绳架配合点的另一端1763b。
当力传输元件1759a和1759b致动时，弹簧1751拉伸或压缩。当弹 簧1751拉伸或压缩时，张力系统1750内产生或释放张力。当力传输元 件1759a和1759b被致动时，弹簧1751造成对缆绳架配合点1755和一 个端盖作用的恢复力。独立于致动，能够通过控制弹簧1751的性质(例 如弹簧材料、长度、每单位长度的转数等)将张力施加于力传输元件1759a 和1759b。
尽管上述了两个张力系统，但是辅助柔性套服100可以包括单独的 或与两个张力系统1700和1750组合在一起的替代张力系统。在一个实 施例中，辅助柔性套服100内的力传输元件可以像一个或多个弹簧起作 用。替代张力系统可以利用像弹簧一样起作用的辅助柔性套服100且具 有对力传输元件提供的张力进行维持和/或控制的锁定机构。借助于示 例，辅助柔性套服100的力传输元件与锚元件之间的连接点可以包括棘 轮。棘轮可以允许环内医疗提供者(medical provider-in-the-loop)和/或 个体通过绷紧或放松力传输元件来控制辅助柔性套服100内的张力。当 棘轮拉紧时，辅助柔性套服100内的由力传输元件提供的张力增加。相 反地，当棘轮放松或解开时，辅助柔性套服100内的由力传输元件提供 的张力减小或变得完全松弛。可替代地或额外地，一个或多个棘轮可以 沿着力传输元件的长度布置而不是放置在上述的连接点，以控制辅助柔 性套服100的自然张力。
在一个实施例中，棘轮的控制可以是手动的以使例如环内医疗提供 者或个体能够手动操作棘轮以控制辅助柔性套服100内的张力。可替代 地，棘轮的控制可以是主动的或动态的，例如基于个体的运动。如上面 相对于力传输元件的致动(例如相对于图16A至图16C)所述，可以(例 如电或机械地)控制棘轮来在步态周期的具体运动或部分期间棘轮连接 以维持辅助柔性套服100内的张力。在步态周期的后续运动或部分期间， 可以(例如电或机械地)控制棘轮以减小或完全去除辅助柔性套服100 内的张力。在这种控制下，棘轮能够像锁定机构一样作用，其锁定或解 锁辅助柔性套服100内的张力来为个体运动提供有益的力。
张力允许辅助柔性套服100的性能独立于致动器和/或板外控制单元 200的控制而变化。在一个实施例中，可以允许环内医疗提供者和/或穿 戴着辅助柔性套服100的个体对辅助柔性套服100内的张力进行修改。 所述修改可以改变辅助柔性套服100提供的基线辅助，并且能够在需要 时在给定的步态百分比处获得相同的力、或多或少帮助个体(例如更重 的负荷、更长的步伐等)的更小或更大的力和/或致使辅助柔性套服100 在所有运动期间都是完全透明的。如上所述，张力可以是主动的(例如 步态周期的部分期间内动态变化)、被动的或它们的组合。
在一个实施例中，根据穿戴者是否需要辅助，能够在不同的运动期 间(例如在稳态行走期间)调整辅助柔性套服100内的由张力系统1700 或1750提供的张力。还可以通过沿着辅助柔性套服100织带的滑动元件 来实现(例如由环内医疗提供者或个体进行的)这样的调整以使织带连 接部的张力均衡化。可替代地，如相对于图19所述，装置可以插入力传 输元件内，使得环内医疗提供者或个体能够修改力传输元件的长度。
当未被致动系统致动而是处于被动状态时，力传输元件可以被张紧， 例如，当力传输元件不修改个体的运动和/或力矩时，力传输元件处于张 紧的情况下。根据上述，张力系统可以将张力施加于在一端固定至物体 (例如个体的身体部位)的力传输元件。
图18图示了根据本发明至少一些方面的辅助柔性套服100的相对于 足部的锚元件1805。力传输元件1801(其可以位于可扩展套管1807(例 如可扩展套管1709)内)例如通过锚元件1805附接至靴子1803。尽管 针对靴子1803进行了图示，但是锚元件1805可以位于对个体的足部和/ 或其它部位进行覆盖的其它物件，且不限于仅是靴子1803。锚元件1805可以是单转动关节。单转动关节处的枢轴允许力传输元件1801在矢状面 内自由旋转，以使通过力传输元件1801施加的力不会使力传输元件1801 扭结或弯曲。锚元件1805包括轴承接口1805a、力传输元件附连接口 1805b和枢转销1805c。
图19图示了根据本发明至少一些方面的长度调整装置1900的示例， 装置1900允许穿戴者修改力传输元件内的长度和被动张力。长度调整装 置1900可以包括：圆筒1901a和1901b，其在与鲍登缆绳的护套1903a 和1903b连接的同时允许(例如来自鲍登缆绳的)绳线穿过。护套1903a 和1903b分别在连接点1905a和1905b连接至圆筒1901a和1901b。在一个实施例中，圆筒1901a和1901b中的一者或两者可以是柔性的以将充 分的柔性提供给穿戴者。圆筒1901a和1901b可以在夹紧机构1907处彼 此接合。夹紧机构1907从锁定位置调整至解锁位置例如允许圆筒1901a 和护套1903a相对于圆筒1901b和护套1903b运动以调整力传输元件在 护套1903a和1903b内的有效长度。即，在保持套内鲍登缆绳绳线长度 恒定的同时改变鲍登缆绳套的长度使得能够进行调整以最大化鲍登缆绳 行程。
在一个实施例中，夹紧机构1907可以包括：弹簧负荷离合机构(例 如电离合器)，只有系统当前未被致动的情况下才能够被激活。在一个实 施例中，弹簧可以在圆筒1901a和1901b内，根据夹紧机构1907的离合 器位置使管道要么缩回要么推出。可替代地，夹紧机构1907可以是手动 的以允许环内医疗提供者和/或个体手动调整缆绳行程长度。
辅助柔性套服100的传感器(例如传感器120)允许根据例如套服张 力状态和步态运动学中的一者或多者对个体(例如遭受移动受限的患者) 步态期间的一个或多个事件进行检测。辅助柔性套服100包括馈入控制 器(例如板外控制系统200)的生物力学、物理相互作用和生理学传感器 的全身传感器网络(例如神经系统)，该网络对穿戴着辅助柔性套服的个 体进行控制，监测个体的任务和/或身体状态(例如行走和/或疲劳状态) 且施加辅助。例如，在行走期间，板外控制系统200将根据地形(例如 不平坦面)和速度来连续地、定期地或按需地调整施加的力水平。传感 器的测量能够检测运动的其它模式，例如跑(其中，辅助水平和时间得 到调整)或静止(其中，辅助柔性套服100将进入超报警状态，以便一 旦个体发起运动辅助柔性套服100就能够快速反应且与个体同步)。在个 体不期望任何辅助的情况下，辅助柔性套服100能够根据来自传感器网 络的测量值进入施加零力的完全透明模式。
一个或多个专用传感器能够追踪步态、确定关节角度且追踪具体身 体分段的运动。传感器类型可以根据传感器相对于个体以及传感器期望 具体测量的环境而变化。示例性传感器类型可以包括生物力学、物理相 互作用和生理学传感器。专用传感器可以包括惯性测量单元(IMU)、陀 螺仪、加速计、足踏开关、足压力传感器、足接触传感器、套服力传感器和套服张力传感器。作为示例，运动学传感器可以实时监测关节角度， 所以控制系统(例如板外控制器200)能够分析和确定个体的身体运动。
相对于辅助柔性套服100内的通信，可以使用开放网络方式集成各 传感器，该方式确保共同通信协议、对单传感器故障的完全鲁棒性以及 在不需要改变底层架构的情况下在辅助柔性套服100内改变、去除或添 加传感器的可能性。
传感器可以位于个体关键区域处或上，例如位于个体的前面(例如 髋，跨过膝、骨盆、躯干的前面等)、位于个体的侧面(例如位于膝的侧 面，位于腰部、骨盆、躯干的侧面等)和位于个体的背面(例如在股的 背面、在踝的后面等)。更加具体地，作为示例，传感器能够在后地、在 先地和外侧地放置在髋部上或放置在个体胸部的各个位置(例如在胸带) 上。
一种类型的传感器是测量力传输元件(例如力传输元件220A至 220B)在个体侧的张力的力传感器。力传感器可以内置到辅助柔性套服 的结构性关节中。借助于示例且如下所述，传感器可以在力传输元件与 辅助柔性套服100的连接处(例如在鲍登缆绳的缆绳护套与辅助柔性套 服处)被置于辅助柔性套服上。
考虑在全身哪些位置放置传感器能够顾及到运动期间传感器的操作 和个体身体的操作。关节角度感测的原理且由此的操作可以基于连接在 关节两端的个体身体区段表面上的两点之间的距离的变化。这些点之间 的长度变化能够与关节角度的变化相关且由关节的半径而缩放。这样位 置的传感器放置可以根据传感器拉伸的程度来提供读数，这与关节两端 的距离有关。对于个体身体的操作，传感器放置可以考虑避免个体上的 骨骼标记以降低对身体的压力或冲击力的敏感度。通过将传感器附接至 例如尼龙带等不可伸展的附接件(在传感器分别保持在大腿和小腿的同 时，这些附接件在关节上路由)，避免这些问题的身体位置例如是位于膝 和踝。
一个或多个传感器可以集成到辅助柔性套服100(例如集成在织物自 身内)，这可以被称为软传感器。传感器能够通过嵌入式织物(例如传导 织物和织线)来集成到织物中。集成到辅助柔性套服100中的传感器能 够直接与套服的预有织带和弹性元件排齐。集成到辅助柔性套服100的 传感器还可以允许传感层的组合，以便实现辅助柔性套服100内的多模 式传感。例如，可以单独地使用生物相容性传导流体或者与集成的嵌入 式织物组合地使用生物相容性传导流体，这依赖于力和运动如何使嵌入 式微通道变形从而改变沿着传导液线的电阻路径。弹性体机构和微通道 路径的设计产生期望的传感模式。
传感器集成到辅助柔性套服100使传感器能够在一些支撑力的身体 区域中测量套服与个体之间物理接口处的压力水平。这样的区域可以包 括骨区域，例如髂嵴。基于软材料的集成传感器是保形的、轻质的和非 限制性的。集成传感器可以在这样的区域实时提供信息以调整峰值力或 位置曲线来将这些区域的压力保持在期望舒适限度内。辅助柔性套服100 传输至个体的压力取决于穿戴者的解剖结构、辅助柔性套服100以及穿 戴者与辅助柔性套服100之间的接口。
传感器集成到辅助柔性套服100的具体点还可以位于用于呼吸率监 测的胸部和位于用于记录血流(例如血压监测)的位置。集成到辅助柔 性套服的传感器的测量值能够与来自其它传感器(例如位于力传输元件 与辅助柔性套服附接点之间交叉位置的负荷传感器)的信息组合。来自 软传感器的信息可以用来检测不同的人体运动且用来提供关于步态事件 的信息。
对于胸部，一个专用传感器可以是胸带，其能够监测个体的心率、 呼吸率、体温和皮肤电反应。可替代地或额外地，胸带可以测量心电图 (EKG)、肌电图(EMG)、皮肤电导率和血氧量。胸带可以可选地包括： 小的微控制器(具有嵌入式电池)，用于从遍布辅助柔性套服100的传感 器收集同步数据。能够对收集的同步数据进行分析以确定个体的简明的 疲劳和身体状况。
在一个实施例中且仅为了示例性的目的，与辅助柔性套服100一起 使用的传感器是柔性的(例如关节扭矩抗性<0.17％)、敏感的(例如响应 因数>2.2)、针对1500周期的电和机械稳定的(例如<2％变化)和可伸展 的(例如极端情况下故障时伸展至396％)。
利用附接至辅助柔性套服100的和/或位于辅助柔性套服100附近的 传感器的整个神经系统，可以分析来自传感器的信息以估计穿戴着辅助 柔性套服100的个体的姿势和/或速度或辅助柔性套服100的功率。例如， 能够分析来自对电机位置、步态周期内的位置、运动学模型和套服-人体 相互作用力-位移模型进行测量的传感器的信息，以确定送往-来自人体的 功率/能量、套服滑动、辅助柔性套服100如何推动个体以及步态影响。
传送至个体的力和辅助柔性套服100不同部分的个体/辅助柔性套服 相互作用力的监测能够提供不同状况下的安全的充分的辅助，同时也能 够监测系统的性能。这样的监测也将使对这些相互作用进行监测的适应 性先进控制方法成为可能。数种不同的传感器类型可以用来监测这些相 互作用，例如分别监测力传输元件中的张力并且监测辅助柔性套服织带 的织物和/或织带内的个体/辅助柔性套服相互作用力。
此外，任何形式(例如声音和/或视觉)的噪声被认为干扰感知。然 而，某些系统内的某些类型的噪声的存在能够增强信息传输。人体触觉 和本体感受的传感网络是这样的系统的例子。SHR传感器可以提供感觉 阈值以下的触觉刺激，其增强本体感受和/或提供损伤减轻。该传感器能 够增强行走期间的人体本体感受，这使得对常见损伤的韧带和有助于使 与运动有关的关节(例如相对于跖屈和背屈的踝关节)稳定化的肌腱的 改善成为可能。
例如，辅助柔性套服100可以包括：压电陶瓷元件，其嵌入织物且 位于膝和踝关节附近。这些元件能够传送子阈值和超阈值机械振动。子 阈值刺激增强关节水平的认知，当板外控制系统200(例如通过认知引擎) 检测到出现疲劳时，这能够补偿平衡/本体感受的损失。压电陶瓷元件也 能够提供阈值以上的反馈来将步态或极端身体应力衰弱或硬件故障警告 医疗提供者和/或个体，以便医疗提供者和/或个体能够适当地调整。
触觉反馈单元可以配备在膝和/或踝支架内，所述支架能够与板外控 制系统连接和一体化。配备有随机触觉共振(SHR)传感器以将刺激施 加至关节的支架能够改善关节的韧带和肌腱内的潜在异常。膝和踝受伤 (例如韧带撕裂和扭伤)已经造成本体感受显著下降。功能性踝不稳 (FAI)的特征在于无力和反复扭伤。这些代表着身体活动期间的常见伤害且是未来踝受伤的强有力指标。
借助于示例，SHR传感器可以位于辅助柔性套服100附近的下述位 置中的一者或两者。第一位置位于足背外侧，外侧韧带的表皮处。该位 置也是腓骨长肌、腓骨短肌、趾长伸肌和第三腓骨肌的表皮处。腓骨长 肌和短肌帮助跖屈，而趾长伸肌和第三腓骨肌帮助背屈。第二位置在比 目鱼肌腱和腓肠肌腱上方位于阿基里斯腱的内侧。该位置帮助促进踝内的跖屈。使用这些刺激位置，辅助柔性套服100通过SHR传感器可以对 常见损伤的韧带以及有助于稳定踝跖屈和背屈的肌腱产生影响。机械的、 电的或机械和电的随机共振刺激能够改善康复。神经可塑性说明了神经 系统通过创建新神经控制路径来绕过受损的控制路径或学习新技能而自 我修复或重塑的能力。从中风患者经常看出这样的效果，患者通过重复学习技术来学习重新使用瘫痪的肢体。然而，这不限于中风。机械感受 器感觉反馈对于此神经可塑性过程而言是关键的，且已知随机共振改善 机械感受器的敏感度；因此，随机共振的应用能够改善神经系统受损的 患者的康复。这样的效果在使用中风康复的大鼠模型的未公开的研究中 得到证实，其中，发现电SR刺激对大鼠的神经可塑性具有持久的积极影响。在刺激去除后，刺激机制所带来的功能性收益得到维持。
力传输元件可以是传输力的任何组件。尽管通常被说明为缆绳(例 如鲍登缆绳)，但是可替代地，力传输元件可以包括流体肌肉致动器、织 带、电活性材料致动器(例如聚合物或形状记忆合金)、主动或被动离合 器和微通道内非牛顿流体。对于鲍登缆绳，这样的力传输元件包括被护 套围绕的金属缆绳。
此外，力传输元件可以是能够产生力的任何元件。除了能够有选择 地接合和解除元件的主动或被动离合器以外，产生力的力传输元件的例 子还包括弹簧、阻尼器和起到弹簧-阻尼器系统作用的其它材料和/或形 状。
力传输元件修正穿戴着辅助柔性套服100的个体的身体的一个或多 个步态力矩。力传输元件可以将力施加于腓肠肌和比目鱼肌(例如用于 踝跖屈)、股四头肌(例如用于髋屈曲)以及臀肌和腘绳肌(例如用于髋 伸展和膝屈曲)。
对于髋伸展，织带可以将致动器连接至股附接件，然而可以使用任 何其它力传输元件(例如鲍登缆绳)。在一个实施例中且如上所述，力传 感器可以嵌入织带或与织带串联。力传感器可以测量织带内的力，并且 可以将测量的力传递给例如板外控制单元200以用于由环内医疗提供者 进行的监测。这样的布置允许系统例如不需要足踏开关而是通过闭合对 个体髋运动进行追踪的力控制环来操作。辅助扭矩可以在步态周期的适 当时间施加于髋部。
具体地，板外控制单元200可以通过股附接件控制髋伸展以辅助稍 早于足跟着地前开始的髋力矩，来使腿减速。在足跟刚着地之后，辅助 继续以吸收着地冲击且帮助身体反弹。板外控制单元创建在步态周期的 约20％处达到峰值的辅助力，且板外控制单元能够施加约25％的标称髋 力矩。辅助髋伸展不仅有益于水平地面行走而且有益于上下坡行走、上 下楼梯和从坐下的位置站起，这是因为例如这些运动已经增加了髋伸展 扭矩。
相对于髋屈曲，辅助柔性套服100可以包括腰带、两个股支架以及 位于双腿各侧的用于防止股支架下落的两个可伸展织带。力传输元件可 以在腰带的锚点与股支架的锚之间延伸，从而当力传输元件被致动时(例 如当鲍登缆绳缩回时)创建绕髋的屈曲扭矩。可替代地，这样的布置可 以在个体上逆转且用来产生髋伸展扭矩。力传输元件的致动由板外致动 系统200例如根据下述的构造来实现。
对于跖屈和髋屈曲，辅助柔性套服100通过一系列织带和织物在腰 部与小腿背部之间传输力。为了致动此屈曲，力传输元件(例如鲍登缆 绳)例如从板外控制系统200延伸至个体的踝部。辅助柔性套服100附 接至小腿后部的力传输元件。作为关于鲍登缆绳的示例，辅助柔性套服 100可以附接至鲍登缆绳的护套。护套内部的缆绳从此点向下延伸至足跟 后面，在此处，缆绳通过锚元件附连至足附接件，例如个体的靴子或鞋 子。当力传输元件被致动时，向上拉动踝的后面且向下拉动辅助柔性套 服底部。然后，辅助柔性套服100将力向上传输至个体的腰部，所以向 下拉动骨盆骨。然后，穿戴者的骨骼结构将这个向下的力传输回至踝关 节且通过足传输至地面。
根据上述方式，辅助柔性套服与底层肌肉系统平行地将力施加于身 体，从而减少个体肌肉需要的工作。同时，致动通过修正步态力矩来修 正肌肉运动。
在一个实施例中，一个或多个致动器可以位于通过辅助柔性套服100 而连接的个体处或上。图20A图示了根据本发明至少一些方面的穿戴着 辅助柔性套服的个体的后视图(图20A(I))和侧视图(图20A(II))。 致动器2001a和2001b可以在例如背包2011的任一侧附接至辅助柔性套 服。致动器2001a可以通过力传输元件2003a和2003b连接至个体的髋 部。致动器2001b可以通过力传输元件2003c和2003d连接至个体的踝 部。在非限制性示例中，力传输元件2003a至2003d可以是鲍登缆绳。 在构成力传输元件2003c和2003d的鲍登缆绳的情况下，鲍登缆绳2003c 和2003d的绳线2005a和2005b可以在个体的踝的致动点处露出，此处， 绳线2005a和2005b连接至与个体的鞋子连接的锚元件2007a和2007b。
尽管将致动器2001a和2001b图示为在个体的两侧通过背包2011连 接至辅助柔性套服，但是致动器2001a和2001b可以根据不偏离本发明 实质和范围的其它构造连接至辅助柔性套服，例如致动器2001a和2001b 都位于个体的同一侧、位于背包2011的上方和/或下方、位于髋上和/或 位于个体的踝的上方、位于个体的腿(例如大腿或小腿)上等。此外，力传输元件2003a至2003d的路径可以根据致动器2001a和2001b的位 置而变化。
例如，图20B图示了根据本发明至少一些方面的穿戴着辅助柔性套 服的个体的后视图(图20B(I))和侧视图(图20B(II))。，致动器2001a 和2001b不是连接至背包2011，而是可以在例如功率带2009的任一侧附 连至辅助柔性套服100。功率带2009可以可选地包括用于致动器2001a 和2001b的一个或多个附加电源(例如一个或多个附加电池)，或功率带2009可以完全包括一个或多个电池(例如致动器2001a和2001b不具有 一体化电源)。像前述的，致动器2001a可以通过力传输元件2003a和2003b连接至个体的髋部。致动器2001b可以通过力传输元件2003c和 2003d连接至个体的踝部。此外，作为示例，力传输元件2003a至2003d 可以是鲍登缆绳。对于作为鲍登缆绳的力传输元件2003c和2003d，鲍登 缆绳2003c和2003d的绳线2005a和2005b可以在个体的踝部的致动点 处露出，此处，绳线2005a和2005b连接至与个体鞋子连接的锚元件2007a 和2007b。
图20C图示了根据本发明至少一些方面的致动器的分布式布置。具 体地，图20C图示了穿戴着辅助柔性套服100的个体的后视图(图20C (I))和侧视图(图20C(II))。分布式布置包括四个致动器2013a至2013d， 致动器2013a和2013b连接至功率带2009且致动器2013c和2013d连接 至位于个体的小腿的小腿附接件2015a和2015b。致动器2013a和2013b各自可以致动不同的髋部，例如用于髋屈曲和/或髋伸展。致动器2013c 和2013d各自可以致动不同的踝部，例如用于跖屈和/或背屈。根据图20C 所示的致动器的分布式布置，通过将构造用于专用目的的致动器放置为 与专用目的关联的身体部位紧密接近，能够提高力传输效率。
在关于例如个体右足和致动器2013d的一个实施例中，半刚性足附 接件(未示出)可以与致动器2013d和个体的右足进行机械合作。半刚 性足附接件可以包括右足下方(例如鞋子内部和/或外部)的刚性和柔性 件的组合，以及从刚性件向上延伸的支撑件。支撑件可以在与踝运动相 对应的关节处连接至半刚性件。半刚性足附接件可以机械接合至致动器 2013d。如上所述，致动器2013d和与锚元件2007d连接的力传输元件 2003d的致动产生跖屈力。通过包括与致动器2013d接合的半刚性足附接 件，与跖屈力相反且相对应的反作用力可以至少部分地分配至半刚性足 元件。因此，致动器2013d在踝处产生的额外的跖屈力可以分配至半刚 性足附接件，而不是分配至通过辅助柔性套服100承受跖屈力的全部相对应力的个体骨骼结构。半刚性足附接件可以用作单独的装置或与辅助 柔性套服100的纺织品组件组合使用。
此外，根据致动器2013a至2013d的分布式布置，致动器2013a至 2013d中的每一者可以为了单个关节的单个自由度，例如跖屈、背屈、髋 伸展、髋屈曲等而被构造。然而，如关于致动器2013d所示，例如，致 动器2013d可以被构造为用于施加右踝的跖屈力和背屈力。的确，单个 致动器能够结合两个其它自由度或关节以使所述结合不限于跖屈和背 屈。此外，单个致动器能够结合不同运动平面内的自由度，例如，结合 矢状面、冠状面和横断面中的两者或以上内的自由度。如上所述，跖屈 力可以由致动器2013d通过力传输元件2003d施加于锚元件2007b。此外， 背屈力可以由致动器2013d通过与右足的背屈附接件2017连接的力传输 元件2003e来施加。作为示例，跖屈和背屈可以由同一致动器根据彼此 不同相的力来施加于同一足。下面参照图21和图22A至图22C详细说 明致动器2013d的布置的具体细节。
具体地，图21图示了根据本发明至少一些方面的多缠绕滑轮系统 2100，其能够使用单个电机控制两个致动，如图20A至图20C的图示所 说明。多缠绕滑轮系统2100包括：多缠绕滑轮2101，其具有缠绕滑轮 2101的两个力传输元件2103a和2103b。尽管图示为具有单个半径，但 是滑轮2101可以具有两个或以上半径以使用不同的速度和/或扭矩修正 两个或以上步态力矩。力传输元件2103a和2103b可以是鲍登缆绳；然 而，其它力传输元件可以用在相同的构造内。一个力传输元件(例如 2103a)可以以方向2105a(例如顺时针)缠绕滑轮2101，且另一个力传 输元件(例如2103b)可以以相反的方向2105b(例如逆时针)缠绕滑轮 2101。作为示例，构造为具有力传输元件2103a和2103b的多缠绕滑轮 2101能够提供多达15英寸的缆绳行程，这确保足量的行程以便例如辅助 个体的髋部和踝部。
在致动未被施加于系统的状态下，通过多缠绕滑轮系统2100的力传 输元件2103a和2103b可以是松弛的。可替代地，在致动未被施加于系 统的状态下，力传输元件2103a和2103b都可以是张紧的。即，多缠绕 滑轮2101和力传输元件2103a、2103b的布置可以是这样的：它们的系 统在张紧的情况下被接入。可以如上面参照图17A至图17D所述地施加 和/或修改张力。此外，根据穿戴着辅助柔性套服100的个体的需求，可 以将不同的张力施加于力传输元件2103a和2103b，例如，通过力传输元 件2103b将比通过力传输元件2103a供给至左踝的张力更大的张力供给 至个体的右踝。
在多缠绕滑轮系统2100的第一操作中(例如以方向2105a(例如顺 时针)旋转滑轮2101)，张力可以施加于力传输元件2103a且松弛可以施 加于力传输元件2103b。在多缠绕滑轮系统2100的第二操作中(例如以 方向2105b(例如逆时针)旋转多缠绕滑轮2101)，张力可以施加于力传 输元件2103b且松弛可以施加于力传输元件2103a。根据多缠绕滑轮2101的上述操作，可以例如使用附接至滑轮2101的单个电机将致动施加于两 个关节。
例如，多缠绕滑轮系统2100可以应用于图20A的致动器2001b。多 缠绕滑轮系统2100的第一操作可以通过使力传输元件2103a(构成图20A 的力传输元件2003c)张紧来致动穿戴着辅助柔性套服100的个体的左 踝。相反，多缠绕滑轮系统2100的第一操作可以通过将松弛施加于力传 输元件2103b(构成图20A的力传输元件2003c)来将松弛施加于穿戴着 辅助柔性套服100的个体的右踝。
多缠绕滑轮系统2100的第二操作可以通过使力传输元件2103b(构 成图20A的力传输元件2003d)张紧来致动穿戴着辅助柔性套服100的 个体的右踝。相反，多缠绕滑轮系统2100的第二操作可以通过将松弛施 加于力传输元件2103a(构成图20A的力传输元件2003d)来将松弛施加 于穿戴着辅助柔性套服100的个体的左踝。
在关于在行走的同时对穿戴着辅助柔性套服100的个体的步态力矩 进行修正的具体实施例中，穿戴着辅助柔性套服100的个体的两条腿可 能具有各自的有关何时施加张力的特征。对于右腿，例如，多缠绕滑轮 2101可以在第一位置(例如步态周期的约28％)旋转至张紧位置。在第 一位置，由于穿戴者的运动学特性，右腿的力开始被动地增加。在第二位置(例如步态周期的约46％)，多缠绕滑轮2101可以进一步旋转，从 而通过辅助柔性套服100造成右腿处的附加力。附加力可以主动修正个 体右踝的步态力矩。由于右腿的踝抬起且开始摆动，力在第三位置(例 如步态周期的约56％)开始减小。在第四位置(例如步态周期的67％)， 随着力小于20牛顿(N)，例如，多缠绕滑轮2101开始以与第一方向相 反的方向旋转，并且立即运动到能够使左腿被动地张紧的位置。然后， 左腿重复上述的方案。然而，左腿的张力点可以不同。例如，根据个体 步态的需求和特征，可以在小于步态周期的28％开始将张力施加于左腿。 尽管相对于个体的左右腿进行说明，但是能够以与前述类似的方式致动 上述的其它身体部位。
如上所述，步态期间的位置(例如第一至第四位置)能够由辅助柔 性套服100内的传感器检测。根据获取的传感信息，板外控制单元200 能够估计操作预定电机轨迹的正确时间。因此，传感器信号用来使电机 轨迹与个体步态同步。通过跟随预定的位置曲线，电机例如将在第一状 态下启动，并且通过使用为后续步态周期而重复的前述程序进入第一操作和第二操作。
根据前述，当缩回的力传输元件致动以修正一个关节的步态力矩时， 附接至另一个关节的力传输元件具有特定量的松弛，从而确保被修正关 节的运动不受阻碍。像这样，单个电机内的致动器能够提供多关节致动。 使用一个电机操作两个关节需要各关节的拉动时间彼此异相，以便电机 将能够交替地将扭矩施加于各关节。在一个实施例中，当扭矩被施加于 一个关节然后施加于另一个关节时，在这之间可能存在小段时间，以使 例如电机能够松弛地卷绕力传输元件(例如在鲍登缆绳的情况下)。如果 待被致动的关节是同一条腿上的且会同时地或以重叠的致动期间(例如 踝跖屈和髋屈曲)正常行动，那么待被致动的两个关节可以是不同肢体 上的，例如，右腿的踝和左腿的髋。这使得时间异相成为可能。
两个力传输元件可以连接至单个肢体的两个身体部位，例如相对于 个体的单条腿的踝和髋修正步态力矩。可替代地，两个力传输元件可以 连接至位于不同肢体的同一身体部位类型的两个身体部位。例如，两个 力传输元件可以分别连接至个体的各条腿的踝部。然而，其它布置是可 以的，只要在一个力传输元件是放松的时候另一个力传输元件是张紧的 这一情况下，由两个力传输元件的致动施加的步态力矩修正是异相的即 可。根据力传输元件的特征(例如鲍登缆绳情况下的长度)，尽管仅使用 单独一个电机，但是也可以通过预张紧来利用辅助柔性套服的被动弹簧 特征。电机可以保持在中间位置，以使连接至两个力传输元件的两个身 体部位保持张紧。
在一个实施例中，同一电机可以根据连接至与两个力传输元件连接 的滑轮的电机对两个不同的关节致动。如果受控关节需要相同的速度和 扭矩，那么能够优先使用相同的滑轮半径；例如，在踝的情况下。能够 使用相等的滑轮半径以此方式控制的关节组合示例包括：右踝跖屈和左 踝跖屈、右踝跖屈和右踝背屈、右髋伸展和左髋伸展以及右髋屈曲和左 髋屈曲。因为这些组合是相反腿的相同关节或同一条腿的关节的两个方 向，所以它们将自然彼此异相。然而，使相同关节(例如右踝跖屈和左 踝跖屈)在两条腿上被致动阻碍了装置用于这样的情况：两个踝同时跖 屈，例如跳。然而，对于例如行走或跑等运动，两条腿将自然异相。
如果关节需要不同的速度和/或扭矩，那么具有不同大小半径的单个 滑轮可以用来施加不同的速度和/或扭矩。能够以此方式但是使用不同的 滑轮半径控制的关节组合示例包括：右踝跖屈和右髋伸展；和右踝跖屈 和左髋屈曲(需要是相反的腿，所以它们异相)。
图22A图示了根据本发明至少一些方面的使用图21的多缠绕滑轮的 致动器系统2200。致动器系统2200包括电机2201、电机控制器2203、 逻辑控制器板2205和一个或多个电池2207。电机2201连接至盒子2211 (其装有图21的多缠绕滑轮2101)来如上所述地使用单个电机2201驱 动至少两个力传输元件2217a和2217b(对应于图21的力传输元件2103a和2103b)。电机2201可以通过变速箱2201a(例如行星变速箱)连接至 多缠绕滑轮2101以相对于滑轮2101修改电机2201的旋转。电机2201 可以紧固至电机控制器2203和逻辑控制器板2205，散热器2209位于电 机2201与电机控制器2203和逻辑控制器板2205之间以调节电机2201 和电机控制器2203中的一者或多者的温度。一个或多个电池2207附接 至逻辑控制器板2205的底部。一个或多个电池2207可以使用允许快速 的电池更换的一个或多个闩锁(未示出)来固定。
电机控制器2203使电机2201换向，并且使用遍及辅助柔性套服100 的传感器(例如负荷传感器、足踏开关、陀螺仪和软传感器)来根据传 感器和其它输入(例如环内医疗提供者和/或穿戴者输入)运行引导电机 2201运动的控制算法。电机控制器2203能够使用例如CANOpen协议等 开放协议与电机2201和/或逻辑控制器板2205通信，该协议能够实施于各种装置之间的高速连接(例如高速CAN总线连接)。逻辑控制器板2205 也可以通过用于数据记录、同步和编程的USB串行连接与例如板外控制 系统100处的终端进行通信。可替代地或额外地，逻辑控制器板2205可 以通过例如Wi-Fi、蓝牙、近场连接(NFC)等无线连接与终端进行通信。 此外，逻辑控制器板2205可以包括存储空间(例如512kb)以存储一个 或多个程序以执行一个或多个控制算法。致动器系统2200可以包括额外 的内部传感器来测量致动器系统2200的状况(例如电机2201的温度和 电池2207的电压)且来检查故障。
如所示，电机2201、电机控制器2203、逻辑控制器板2205和一个 或多个电池2207可以纵向层叠，从而限定致动器系统2200的主尺寸以 减少需要的空间。
如上所述，盒子2211包括图21的多缠绕滑轮2101。盒子2211可以 包括一个或多个闩锁(未示出)以使盒子2211能够容易地附连至和脱离 于包含有电机2201的壳体(未示出)。所述闩锁可以通过如下方式被塑 形：例如，向下推动所述闩锁以使盒子2211立即脱离于电机2201并弹 出。因此，盒子/闩锁构造使盒子2211能够快速和容易地从电机2201去除。
盒子2211还包括：一个或多个输入端(例如输入端2213a、2213b 和2213c)，用于连接至一个或多个传感器和接收一个或多个传感器的测 量值。例如，输入端2213a和2213b可以用于来自位于个体的踝部的陀 螺仪的输入。输入端2213c可以用于来自位于力传输元件与辅助柔性套 服之间的连接点的力传感器的输入。
盒子2211还可以包括：套管附接件2215a和2215b，其将力传输元 件2217a和2217b引导至多缠绕滑轮的沟槽中。套管附接件2215a和 2215b允许力传输元件2217a和2217b快速和容易地更换。在鲍登缆绳作 为力传输元件2217a和2217b的情况下，绳线和护套都能够快速地更换。 因此，套管附接件2215a和2215b允许在不拆卸盒子2211的情况下替换 力传输元件2217a和2217b。
尽管被图示和说明为具有多缠绕滑轮2101的单个盒子2211，但是在 一个实施例中，盒子可以包括具有单个力传输元件的单个带轮。单个盒 子可以使用位于盒子一侧的接合件与致动器系统2200的电机2201接合。 盒子的相对一侧可以包括额外的接合件。该额外的接合件可以与类似构 造的盒子的接合件接合。根据本构造，两个或以上的盒子可以串联连接 至电机2201以能够使用单个电机(例如电机2201)控制两个或以上的自 由度。此外，各单独的盒子可以具有单独的滑轮，该单独的滑轮具有与 串联连接的其它盒子的滑轮相同或不同的半径。如这里所述，具有不同 半径的不同滑轮可以组合用来使用单个电机控制个体的多个不同身体部 位(例如髋部和踝部)。通过在不同的盒子内包含有具有不同半径的不同 滑轮，系统能够实现在致动器系统2200提供辅助的身体部位和/或关节 具有更大和更加动态的柔性。
作为示例，电机2201可以是Maxon Motor EC-4pole无刷直流电机。 电机控制器2203可以是Copley Controls Accelnet Plus 1-Axis Module电 机控制器。逻辑控制器板2205可以是Atmel AT91SAM3X8E微控制器。 电池2207可以是一个或多个可充电锂聚合物(Li-Po)电池。尽管未示 出(为了便于说明)，但是致动器系统2200可以包括接口(例如RS-232 串行连接和/或RJ-45插口)以连接至板外控制系统200。这样的连接可 以允许例如环内医疗提供者调整致动器系统2200的一个或多个控制曲线 以修改辅助柔性套服100提供的辅助。根据列出的示例性组件，示例性 致动器系统能够为了具有长电池寿命的高性能而提供高功率的致动(例 如300瓦特(W))和低功率的控制/处理电子件(例如小于1W)。
在一个实施例中，致动器系统2200内的电气子系统彼此隔离。例如， 致动器系统2200内的子系统是电位隔离的以防止会浪费能量、产生电干 扰且损害组件的接地回路。作为示例，逻辑控制器板2205与电机2201、 电机控制器2203和一个或多个电池2207隔离。此外，同一辅助柔性套 服100内的多个致动器系统2200之间的所有连接也可以是隔离的。多个 致动器系统2200之间一级单个致动器系统2200内的子系统之间的隔离， 有助于降低来自传感器(例如负荷传感器)的细微信号中的噪声且保护 逻辑部免于当电机2201加速和减速时从电池流出且流回电池的大电流。
图22B和图22C图示了根据本发明至少一些方面的图22A的致动器 系统2200的替代致动器系统。参照图22B，替代致动器系统可以是卷绳 致动器2220a。卷绳致动器2220a包括电机2221。卷绳致动器2220a内 使用的电机可以是上面参照致动器系统2200和多缠绕滑轮2101所述的 相同的电机。电机2221连接至变速箱2223，变速箱2223通过联轴器2225 连接至轴2227。轴2227由框架2229支撑，框架2229内具有轴承2231a 和2231b，以使轴2227能够在联接至框架2229的同时自由旋转。力传输 元件2233可以在一端缠绕在轴2227的周围且在另一端连接至锚元件(未 示出)。在一个实施例中，力传输元件2233可以是能够缠绕在轴2227周 围的绳或缆绳，例如
Figure BDA0003654097690000701
长丝线。轴2227的直径例如可以是4至5 毫米(mm)以使力传输元件2233的柔性应该足以缠绕轴2227。上述的 卷绳致动器2220a可以用作上述致动器系统2200的替代方案或附加方案 (例如在分布式构造中)。在相对于卷绳致动器2220a的一个实施例中， 可以监测卷绳致动器2220a的电机的电流以估计卷绳致动器2220a传送 至个体的力。
图22C图示了根据本发明至少一些方面的致动器系统2200的变型替 代致动器系统。类似于卷绳致动器2220a，变型替代致动器系统2220b 可以是卷绳致动器，但是具有延长轴。即，延长卷绳致动器2220b包括 连接至变速箱2223的电机2221，变速箱2223通过联轴器2225连接至轴 2237。电机2221、变速箱2223和联轴器2225可以与上面参照图22C所 述的相同。
轴2237由框架2235支撑，框架2235内具有轴承2239a、2239b和 2239c，以使轴2237能够在联接至框架2235的同时自由旋转。轴2237 可以包括分段2237a和2237b，轴承2239b使两个分段2237a和2237b 隔开。两个分段2237a和2237b允许两个单独的力传输元件2241a和 2241b彼此不干扰地连接至轴2237。与上述的力传输元件2233一样，力 传输元件2237a和2237b可以在一端缠绕在轴2237的周围且在另一端连 接至锚元件(未示出)。此外，力传输元件2241a和2241b可以是能够缠 绕于轴2237周围的绳或缆绳，例如
Figure BDA0003654097690000702
长丝线。轴2237的直径例 如可以是4至5mm以使力传输元件2241a和2241b的柔性应该足以缠绕 轴2237。
类似于上述的多缠绕滑轮2101，轴2237的两个分段允许单个电机且 因此单个致动器系统能够致动两个不同的关节和/或身体部位。此外，两 个分段2237a和2237b可以具有相同或不同的直径。具有相同的直径使 两个分段2237a和2237b能够致动不同肢体上的相同身体部位类型，例 如左踝和右踝。具有不同的直径使两个分段2237a和2237b能够致动可 能需要不同速度和/或扭矩的不同身体部位类型，例如同一条腿上的髋部 和踝部。
根据一个实施例，变型替代致动器系统2220b可以包括通过一个或 多个滑轮2243a至2243d路由的力传输元件2241a和2241b。一个或多个 滑轮2243a至2243d可以用来更改系统内的比率以相对于更大或更小的 运动范围来施加更大或更小的力和/或扭矩。尽管相对于各个力传输元件 2241a、2241b和轴2237的分段2237a和2237d图示了相同数量的滑轮， 但是针对各分段/力传输元件的滑轮数量可以不同。
图22D图示了根据本发明至少一些方面的根据绞盘致动器的另一个 变型替代致动器系统。绞盘致动器2220c包括与图22C相同的电机2221、 变速箱2223、联轴器2225、框架2235、轴2237(具有轴分段2237a和 2237b)和轴承2239a、2239b、2239c的布置。然而，绞盘致动器2220c 包括单个力传输元件2245。力传输元件2245的一端例如缠绕在轴2237 的分段2237a的周围，且力传输元件2245的另一端缠绕在轴2237的分 段2237b的周围。力传输元件2245通过与力传输元件2249连接的滑轮 2247来路由。尽管示出了单个滑轮2247，但是力传输元件可以缠绕一个 以上滑轮。力传输元件2245可以连接至辅助柔性套服(未示出)的锚元 件。力传输元件2245连接至轴2237，使得轴2237在一个方向上的旋转 使力传输元件2245从一个分段2237a或2237b缩回且使力传输元件2245 从另一个分段2237b或2237a伸出。如上所述，两个分段2237a和2237b 可以具有相同或不同的直径。具有不同的直径允许这样的可能性：由两 个分段2237a和2237b造成的齿轮比是有效地无限的。此外，具有不同直径的两个分段2237a和2237b的轴2237的旋转使滑轮2247升高和降 低，这通过力传输元件2249来传输力。
参照图22A至图22D图示和说明的致动器系统(还有下述的多关节 致动平台2260)可以包括快速释放机构，通过该机构，环内医疗提供者 或穿戴着辅助柔性套服100的个体能够使来自一个或多个致动器的动力 辅助脱离套服。此外，参照图22A至图22D图示和说明的致动器系统(还 有下述的多关节致动平台2260)可以包括安全设施(例如机械的、电的等)，该安全设施限制致动器的最大行程以防止致动器施加造成个体的关 节和/或身体部位超过运动、位置和/或力的安全范围的力。
在一个实施例中，辅助柔性套服100可以包括一个或多个开关机构。 开关机构允许单个电机(特别地，来自电机的单个力传输元件)连接至 从开关机构伸出的两个或以上的力传输元件。作为示例，致动器通过单 个力传输元件连接至开关机构。这样的力传输元件可以是短的，原因在 于它仅桥接位于致动器与开关机构之间的短距离。三个力传输元件从开 关机构伸出以辅助例如踝肌群(例如跖屈和背屈这两者)和髋肌群(例 如髋屈曲和髋伸展)。
开关机构利用同时有效的关节协同效应(例如髋屈曲和踝跖屈)和 不同时有效的反相关节协同效应(例如髋屈曲和髋伸展)，以允许使用单 个电机来驱动多个致动。开关机构包括接纳来自致动器的力传输元件的 致动器输入端。开关机构包括两个以上或多个输出端，该输出端接纳与 位于穿戴着辅助柔性套服100的个体周身的两个或以上锚元件连接的两 个或以上力传输元件。开关机构内是例如离合器等装置，其有选择地接 入两个或以上输出力传输元件中的一者或多者以将选择的输出力传输元 件连接至输入力传输元件。
开关机构进行的开关操作能够是自动的，例如基于来自电机控制器 和/或板外控制系统200的一个或多个信号；或可以是手动的，基于穿戴 着辅助柔性套服100的个体或监测个体的环内医疗提供者进行的手动选 择。在一个实施例中，开关机构能够包括快速释放机构，通过该机构， 医疗提供者或穿戴着辅助柔性套服100的个体能够容易地使来自一个或 多个致动器的动力辅助脱离于套服，并且以纯粹被动的辅助继续行走。 此外，在一个实施例中，开关机构或致动器能够直接包括用于将力传输 元件快速脱离辅助柔性套服100和/或致动器的一个或多个元件。这样的 元件可以是(例如在紧急的情况下)切断和/或破坏力传输元件以停止力 的传输的刀片等。
例如当穿戴着辅助柔性套服的个体在受控环境外部(例如在医疗提 供者环境外部)时，图22A至图22D所示的致动系统可以与辅助柔性套 服100组合使用。图22A至图22D所示的致动系统允许个体穿戴辅助柔 性套服100来进一步改善他们的运动。致动系统包括通过有线和/或无线 连接与控制终端(例如在板外控制系统200中)连接的能力。因此，当 穿戴着辅助柔性套服100的个体相对于医疗提供者是本地的或远程的时 候，医疗提供者能够修改图22A至图22D的致动系统。在某些情况下， 致动可以直接由板外控制系统200内的系统提供。当穿戴着辅助柔性套 服100的个体相对于医疗提供者是本地的时，可以发生这样的情况。
图22E图示了根据本发明至少一些方面的多关节致动平台2260。例 如当个体相对于环内医疗提供者是本地的时候，多关节致动平台2260可 以替代上面参照图22A至图22D所述的致动系统。多关节致动平台2260 能够复制穿戴着辅助柔性套服100的个体在各种运动期间各种身体部位 处的扭矩和功率。多关节致动平台2260能够是板外控制系统200内的多 个多关节致动平台中的一个。例如，多关节致动平台2260能够复制穿戴 着辅助柔性套服100的个体行走时的髋关节、膝关节和踝关节的扭矩和 功率。根据穿戴着辅助柔性套服100的个体的需求，多关节致动平台2260 提供大的运动范围和大的力。
如图所示，多关节致动平台2260连接至与辅助柔性套服100连接的 力传输元件2261a至2261c。作为示例，力传输元件2261a和2261c可以 是鲍登缆绳；然而，可以使用其它力传输元件，其以机械的、气动的、 液压的、磁性的、电的、电磁的、机电的等方式传输力。如图22E所示， 多关节致动平台2260连接至鲍登缆绳2261a至2261c。
鲍登缆绳2261a至2261c连接至驱动轴2263a和2263b。驱动轴2263a 和2263b可以分别由滚珠螺杆2265a和2265b形成，滚珠螺杆2265a和 2265b的任一侧具有一对导轨2267a和2267b。滚珠螺杆2265a和2265b 的下面可以是线性电位计(例如由P3 America公司制造)以测量力传输 元件2261a至2261c的位移。托架2269a和2269b可以运行在导轨2267a 和2267b上且根据滚珠螺杆2265a和2265b的旋转来致动。托架2269a 和2269b可以包括位于托架2269a和2269b与鲍登缆绳2261a和2261b 之间的连接点的负荷传感器2271a和2271b。负荷传感器2271a和2271b 测量由多关节致动平台2260的操作施加于鲍登缆绳2261a和2261b的负 荷。负荷传感器2271a和2271b可以与位于整个辅助柔性套服100的其 它负荷传感器组合来提供辅助柔性套服100带来的整体负荷分析。
作为示例，负荷传感器2271a和2271b可以是测量范围为±2224N(分 辨率2N)的Futek负荷传感器，且例如能够测量鲍登缆绳2261a至2261c 内的张力。测量范围为±1112N(分辨率1N)的额外Futek负荷传感器可 以位于鲍登缆绳2261a和2261b的远端(未示出)，以例如用来测量施加 于辅助柔性套服100和个体的实际力。
滚珠螺杆2265a和2265b连接至同步带2273a和2273b。同步带2273a 和2273b连接至电机2275a和2275b。电机2275a和2275b的操作使同步 带2273a和2273b旋转，同步带2273a和2273b驱动滚珠螺杆2265a和 2265b并且移动与鲍登缆绳2261a和2261b连接的托架2269a和2269b。 根据多关节致动平台2260的应用，同步带2273a和2273b通过齿轮箱2277a、2277b和弹簧盘联轴器2279a、2279b连接至电机2275a和2275b。 齿轮箱2277a、2277b和弹簧盘联轴器2279a、2279b允许调整电机2275a 和2275b提供的扭矩和运动范围。作为示例，托架2269a和2269b的行 程长度可达270mm。该运动范围使对于鲍登缆绳2261a、2261b的长度和 锚元件位置的位置相对于辅助柔性套服100的要求变宽松。托架2269a 和2269b可以通过电子链(E-chain)连接(未示出)电子地连接至电机 2275a和2275b。
如图所示，单个托架(例如2269b)连接至单个力传输元件(例如鲍 登缆绳2261c)。可替代地或额外地，在单个多关节致动平台2260内，单 个托架(例如2269a)连接至多个力传输元件(例如鲍登缆绳2261a和 2261b)。多个力传输元件连接至单个托架提供了：单个电机来控制穿戴 着辅助柔性套服100的个体在例如个体步态的同相内的多个关节的多个 自由度。将多个电机2275a和2275b包括在同一多关节致动平台2260内 提供了：相对于个体的多个不同身体部位对多个不同的自由度进行控制。 例如，电机2275a可以使用与两个不同的鲍登缆绳2261和2261b连接的 同一托架2271a来控制踝跖屈和髋伸展，且电机2275b可以控制踝背屈。
可替代地，多关节致动平台2260内的单个电机可以控制多个托架。 例如，通过将同步带2273a和同步带2273b修改为对两个驱动轴2263a 和2263b的两个滚珠螺杆2265a和2265b进行驱动的单个同步带，电机 2275a可以连接至两个托架2269a和2269b。与上述的滑轮实施例一样， 如果例如托架2269a和2269b连接至异相的驱动轴2263a和2263b，那么 对同步带2273a和2273b的修改可以允许个体的身体部位的异相致动。
编码器2281a和2281b可以连接至电机2275a和2275b。编码器2281a 和2281b确定托架2271a和2271b的位置。数字编码器可以用来降低来 自电机2275a和2275b的控制器的射频(RF)干扰的影响。作为示例性 实施例，编码器2281a和2281b可以是用于测量电机2275a和2275b速 度的Maxon 4line编码器(500计数/转)。在一个实施例中，多关节致动 平台2260能够包括数据获取元件，该元件接收传感器信号且将参考电压 输出至致动器。内置于多关节致动平台2260的电流和电压传感器能够使 发送至电机2275a和2275b的电流和电压得到测量。例如，这些传感器 允许测量由系统消耗的能量的量、机械传输的效率以及传送至人体和辅 助柔性套服100的实际功率。
如上所述，多关节致动平台2260能够在板外控制系统200内。板外 控制系统200可以是具有6(或以上)线性致动自由度的可移动四轮车以 与辅助柔性套服100组合来辅助人的地面运动。然而，在不偏离本发明 实质和范围的情况下，存在板外控制系统200的其它布置，例如使板外 控制系统200从吊轨悬挂下来以促进实验室中的地面行走。如上所述， 板外控制系统200(其包括一个或多个多关节致动平台2260)能够例如 通过训练健康人如何更加有效地行走(例如去除低效率行走习惯，例如 去除内八字行走)来辅助健康人，且能够辅助具有例如步态损伤等损伤 的人的康复。四轮车内的板外控制系统200可以由医疗提供者(或其它 人)推动以在辅助在地面或跑步机上的个体行走的同时跟随穿戴着辅助 柔性套服100的个体。
在一个实施例中，存放板外控制系统200的车可以包括例如门架型 装置等结构，其能够对个体提供全部或部分体重支撑。作为示例，车能 够包括具有系带的框架，系带接合至个体以支撑个体的体重。车可以包 括被动和/或机动化轮子，例如当个体不能支撑或不能完全支撑他的或她 的自身体重或辅助柔性套服100以及戴在辅助柔性套服100上的任何致 动器的额外重量时，用来辅助个体的运动。
在一个实施例中，板外控制系统200可以包括这样的界面：该界面 用来实时显示由辅助柔性套服100上的传感器测量的步态参数以及用于 控制由辅助柔性套服实时传送的辅助的曲线和时间。界面允许板外控制 系统200用作物理治疗中的工具，以使医疗提供者能够根据具体需求调 整辅助柔性套服100以改善个体的运动。所述界面允许医疗提供者随着 个体与辅助柔性套服100相互作用的整个过程中的进展来调整辅助柔性 套服100，以确保辅助柔性套服100在个体治疗的整个过程中均提供辅助 的量和时序来改善个体的运动。所述界面允许医疗提供者控制辅助柔性 套服100提供的背屈和跖屈辅助的力和时序。作为示例，所述界面允许 医疗提供者进行用于相对于个体的踝的背屈和跖屈来控制施加于力传输 元件的最大力的输入。界面还可以允许技术员进行用于根据计算的步态 周期来控制各力的逐渐上升和逐渐下降的开始和结束时间点的输入。当 产生新的力曲线时，界面可以呈现叠加在当前的或先前的力曲线上的新 的力曲线以强调新的曲线与先前的和/或当前的曲线之间的任何差别。在 一个实施例中，在板外控制系统将新曲线施加于套服前，医疗提供者能 够通过界面确认新曲线。
在一个实施例中，安全措施能够内置于界面中来防止超过预设容许 力或位置限制的意外输入。例如，能够在界面内设置和/或修改阻抗、力 和位置限制。
在一个实施例中，界面可以包括注释窗格，其允许研究者输入与力 曲线变化时间同步的注释。注释可以包括例如为什么做出特定变化以及 什么正在顺利地工作等信息。
界面可以呈现和/或输出关于个体的运动的一个或多个参数，该参数 包括站立对称性(例如各条腿的单腿站立时间量)、步伐长度、速度/步 频、膝伸展、跖屈力、背屈度和地面间隙。可以定量或图形化地显示这 些输出。此外，医疗提供者能够选择他们希望实时观察到的参数。
板外控制系统200、辅助柔性套服100和/或它们的任何子组件(例 如致动器、传感器等)能够包括能够对测量和收集的数据进行存储的一 个或多个存储装置，该数据包括由遍及辅助柔性套服100的各传感器收 集的所有数据。保存且后来呈现个体运动数据的能力允许环内医疗提供 者和/或个体观察治疗期间产生的数据。收集和保存的数据可以包括关于 以下的长期趋势：行走速度、每天的行走距离、套服供给的辅助水平和 每天的套服使用小时数。此外，存储装置可以记录穿戴着辅助柔性套服 100的个体经历的力和运动曲线(或从这些曲线提取的数据或度量(例如 步频))。这些信息的记录使得环内医疗提供者能够在额外时间(例如小 时、天、周、月、年等)监测个体的进展和移动。在一个实施例中并且 按照与涉及个体的病史这样的个人信息共享有关的各种规则和规定，记 录材料能够在社交网络上被共享或允许治疗师远程监测个体的进展。
根据允许医疗提供者在环内监测和修改穿戴着辅助柔性套服100的 个体的运动的板外系统200，板外系统200能够用来处理导致步态受损和 移动受限的各种状况，例如神经肌肉状况。板外控制系统200也能够应 用于由年龄或非神经性状况造成的移动受限的患者。能够使用板外系统 处理的示例性状况包括：轻偏瘫中风步态受损，其可以包括下列步态不 正常中的任一或全部：髋环行(髋提升)、背屈无力(足下垂)、躯干伸 展(蹒跚)、踝内翻、踝运动范围减小、膝屈曲降低、足跟着地时平足落 地、蹬离期间跖屈降低、受影响侧的单腿站立时间减少。
通过与辅助柔性套服100组合地使用板外控制系统200来控制多关 节致动平台2260和/或穿戴在辅助柔性套服100上的一个或多个致动器 (例如图22A至图22D的致动系统)，医疗提供者能够与个体一起工作 来获得下面的与运动有关的益处：轻偏瘫步态时域对称性的改善、轻偏 瘫步态空域对称性的改善、轻偏瘫步态的步态周期内受影响侧的踝运动 范围的增加、背屈无力的患者在摆动期内的地面间隙增加、跖屈无力的 患者在蹬离期间的跖屈力的增加、移动减少的患者的自选行走速度的增 加、非矢状面(例如髋提升)内补偿行走运动的减少、行走信心的提升、 耐力的增加(例如能够行走更长的距离)、自选行走速度的增加，并且适 当步态模式的长期促进可以造成对套服辅助的需求降低或可以完全消除 对辅助柔性套服100的需求。来自外套服的传感器数据能够用来量化对 于任何措施(例如上述措施中的一者或多者)的个体性能。
在一个实施例中，板外控制系统200可以与辅助柔性套服内的一个 或多个其它功能性元件通信。一个这样的功能性元件是触觉反馈单元。 如上所述，触觉反馈单元包括一个或多个传感器，该传感器的作用是有 策略地将信息提供给穿戴者。当穿上辅助柔性套服100时，信息可以通 知穿戴者适当地对齐或张紧辅助柔性套服100。信息也可以包括事件的通 知，该事件例如是电量低、疲劳时的步态不规则变化等。因此，能够根 据上述的阈值刺激来提供这样的信息以提供事件的反馈和沉默通知。
图36示出了根据本发明至少一些方面的方法中的操作。为了实现下 面的步骤，可以根据上述的说明实践参照图36所示的过程的操作。图36 的方法包括这样的操作：根据通过辅助柔性套服(例如辅助柔性套服100) 与个体连接的一个或多个传感器来确定个体的一个或多个步态参数(操 作S3600)。一个或多个传感器输出一个或多个传感器读数。传感器读数 能够被分析以用来确定穿戴者的运动的步态参数。一个或多个步态参数 可以与个体步态周期内的单个步态事件有关，与个体步态周期内的两个 步态事件有关或可以与个体步态周期内的两个以上步态事件有关。所述 步态事件可以与个体的一个或多个肢体和/或身体部位有关。在一个实施 例中，当穿戴着辅助柔性套服100的个体在受控环境内(例如在医疗提 供者的环境中)在地板上或在跑步机上行走时，可以发生上述的确定。 可替代地，当穿戴着辅助柔性套服100的个体在受控环境外部(例如在 外部环境中的地面上)行走时，可以发生上述的确定。无论是受控环境 内部还是外部，当个体和控制单元向前运动时，可以发生一个或多个步 态参数的确定。
在操作S3610中，医疗提供者通过控制单元来监测一个或多个步态 参数。控制单元可以是板外控制系统200，其可以包括显示器和/或其它 呈现装置。板外控制系统200输出和/或呈现供医疗提供者观察的一个或 多个步态参数。根据输出和/或呈现，医疗提供者能够对描述个体运动特 征的一个或多个步态参数进行评价。
在操作S3620中，医疗提供者通过控制单元(例如板外控制系统200) 输入基于医疗提供者对一个或多个步态参数进行监测的一个或多个输 入。输入可以修改控制单元和/或辅助柔性套服的任何控制参数。因此， 所述控制参数可以与控制单元和辅助柔性套服内的和/或连接至控制单 元和辅助柔性套服的一个或多个致动器(例如多关节致动平台2260和/ 或致动器系统2200和2220a至2220c)的一个或多个控制曲线有关。
在操作S3630中，控制单元和/或辅助柔性套服根据医疗提供者的一 个或多个输入来修正个体的步态。修正能够是如上所述的任何变化，例 如修改一个或多个电机的一个或多个电机控制曲线。作为示例，控制单 元可以对通过辅助柔性套服与个体机械通信的一个或多个致动器(例如 多关节致动平台2260和/或致动器系统2200和2220a至2220c)进行控 制。对一个或多个致动器的控制的修改可以针对个体的肢体来修正个体 的步态，且被监测的步态参数可以属于该肢体。可替代地，对一个或多 个致动器的控制的修改可以针对个体的肢体来修正个体的步态，且被监 测的步态参数可以属于被修正肢体的对侧肢体。此外，如上所述，控制 可以是通过一个或多个致动器中的单个致动器对个体的双肢体的控制。
根据参照图36所述的前述过程，医疗提供者能够监测和调整受到控 制单元和/或一个或多个致动器辅助的穿戴着辅助柔性套服的个体的运 动以改善所述个体的运动。
图23示出了根据本发明至少一些方面的混合控制系统2300的示例。 一般而言，混合控制系统2300调整辅助柔性套服100和致动系统105的 操作特征从而更改由致动系统输出的力的一个或多个特征(例如幅度、 时间、持续时间、变化率、时间变化率、曲线等)，且相应地更改辅助柔 性套服传送至穿戴者的力矩或扭矩。图23公开的控制策略对任何步态模式起作用且不依赖于生理步态的强规律。受损步态与生理步态相比是较 不规律的；每个患者根据疾病或状况、康复治疗的进展和患者开发的补 偿运动类型而具有不同的步态模式。尽管可变化性显著，但是这里公开 的控制策略对任何步态模式起作用。
图23的混合控制系统2300一般性地示出了第一控制环2301和第二 控制环2302。在第一控制环2301中，医疗提供者(例如临床医生、医生 等)2305观察患者的步态。这些观察可以包括当患者行走或走动(例如 在地板上、在地面上、在跑步机上等)时对患者的直接视觉观察和/或对 用户界面上的患者步态数据的观察，该用户界面例如但是不限于平板装置、便携式计算机、智能手机、智能手表、谷歌眼镜、计算机终端或计 算机等的基于控制器2315的图形用户界面(“GUI”)2310。第一控制环 2301的控制器2315还与通信装置2316和具有指令集合的物理计算机可 读存储装置2317可操作地关联，该指令集合被构造为一旦由控制器执行 就造成控制器经由通信装置接收辅助柔性套服传感器120的输出和/或辅 助柔性套服传感器外部的传感器(例如区域传感器、光学传感器等)的 输出以提供与至少一个关节(例如踝关节、膝关节、髋关节等)的运动 或位置有关的至少一个身体区段(例如足、胫骨、大腿等)有关的信息。 作为示例，控制器可以包括：中央处理单元(CPU)，其连接至与一个或 多个物理计算机可读存储装置2317可操作地关联的主存储器。控制器可 以包括任何合适的处理器，例如由Intel和AMD制造的。通信装置2316 被构造为与第二控制环2302、辅助柔性套服100系统和/或总线、其它计 算机、处理器、装置、服务器或网络进行通信。
尽管图23说明了这样的实施例：医疗提供者2305要么直接(例如 对患者进行视觉观察等)要么远程(例如对数据曲线、运动图等进行观 察)地观察患者的步态，但是第一控制环2301可以省略“环内临床医生”， 而是利用算法或算法集合来根据对来自传感器120的运动数据进行的分 析来调节轨迹。作为示例，第一控制环2301可以确定当前运动曲线与期望运动曲线之间的差且提供对严重状况的即时校正和/或根据患者治疗 方案的定期校正(例如每日、每周等)。
作为示例且不限制地，传感器120包括含有一个或多个足踏开关、 压力鞋垫、惯性测量单元(IMU)、加速计、陀螺仪、负荷传感器、缆绳 张力、应变传感器、超弹性应变传感器、电压传感器、致动器电压传感 器、致动器电流传感器、生理学传感器(例如肌电图、肌肉紧张度、肌 肉硬度、肌肉致动等)等的一个或多个传感器。示例性传感器可以包括 但是不限于在WO2014/109799A1、WO2013/044226A2、 WO2013/033669A2、WO2012/103073A2、WO2012/050938A2、 WO2011/008934A2；US8316719B2和PCT申请第PCT/US2014/040340 号中所公开的传感器，它们的全部内容因此以引用的方式并入本文。根 据本发明的至少一些方面，IMU可以包括美国犹他州佩森(Payson)的 CHRobotics公司制造的CHRobotics UM7-LT方位传感器。根据本发明的 至少一些方面，陀螺仪可以包括瑞士日内瓦的ST Microelectronics公司制 造的ST Microelectronics LPY503AL。根据本发明的至少一些方面，负荷 传感器可以包括美国加州尔湾(Irvine)的Futek公司制造的Futek LSB200 微型s梁负荷传感器。
控制器2315被构造为处理原始的传感器信息和/或预处理过的传感 器信息(例如由另外的控制器或处理器进行的一个或多个更高水平的变 量，例如数据平均)，并且将关于与至少一个步态事件有关的至少一个身 体区段的信息显示在GUI 2310上。
控制器2315还被构造为经由GUI 2310接收医疗提供者2305的输 入，该输入包括致动信号的一个或多个修改参数。致动信号的修改参数 (图23中被标注为Xdes)从第一控制环2301的通信装置2316输出至第 二控制环2302的通信装置2330。对于各自由度(DOF)，GUI2310的输 出是相对于步态事件或步态期间的X数而确定的轨迹(例如位置轨迹 等)。例如，致动信号的修改参数(Xdes)可以包括相对于步态周期而确 定的轨迹(例如依据步态的0-100％而确定的，检测的足跟着地的步态事 件与检测的足尖离地的步态事件之间的轨迹，站立中期的步态事件与接 下来的站立中期的步态事件之间的轨迹等)。
在至少一些方面中，用户界面2310有利地允许任何阻抗、力和位置 限制在界面内得到修改。
在一些方面中，用户界面2310包括用于致动系统(例如致动器105) 能够施加于穿戴者关节的最大力(例如施加于背屈和跖屈缆绳的最大力) 的输入，该输入能够有助于确保不施加超过特定患者安全水平的力。作 为额外保护，当产生新的力曲线时，它可选地叠加在当前力曲线上以强 调两个曲线之间的任何差别。在新曲线能够传递至第二控制环2302以施 加于辅助柔性套服前，通过要求医疗提供者主动确认该新曲线的可接受 性，可以进一步加强保护。有利地，用户界面2310包括注释窗格或记录 保持功能，这允许或可选地要求研究者输入与力曲线的变化在时间上同 步的评论以解释为什么做出特定变化、变化的特定期望或将患者进展标 注在当前曲线上。
在本发明的至少一些方面，第一控制环2301不一定必需用户界面 2310。具体地，本发明包括这样的情况(例如在前往诊室就诊之间的时 期)：患者(例如经由手机、电子邮件、文本等)联系医疗提供者以记录 可能需要小调整的特定问题或改变直至可以安排另一次诊室就诊的时 候。在这种情况下，医疗提供者可以不是响应于视觉观察到的步态特征(如图23所示)而是响应于穿戴者提供的描述信息来输入一个或多个小 调整。在这种情况下，医疗提供者可以直接从第一控制环2301输出调整， 或者可替代地，将指令输出至第二控制环2302，第二控制环2302能够使 穿戴者在医疗提供者规定的参数内自行做出调整。
第二(内部)控制环2302被构造为根据预定时间事件(即，具体步 态周期内在致动前的任何事件)来产生位置、力、阻抗或导纳曲线。作 为示例，预定时间事件能够包括来自对侧腿的传感器数据，例如，一条 腿从承重反应期转换至站立中期，对应于另一条腿从站立后期转换至摆 动期)。有利地，该方法使辅助与相同步伐内的步态适应。如下所述，能 够由医疗提供者(例如临床医生)经由医疗提供者输入装置(例如二值 的和/或连续的)来“训练”控制器，当辅助柔性套服的穿戴者相对于医 疗提供者行走或走动时，医疗提供者将调整输入到医疗提供者输入装置。
第二(内部)控制环2302获取针对被检测事件的致动信号的修改参 数(Xdes)(例如轨迹)且展开修改参数来时域地匹配这些事件。作为示 例，医疗提供者2305确定的致动信号修改参数(Xdes)包括跖屈辅助轨 迹的期望调整，其中，足跟着地与足尖离地之间的轨迹被设置为零且从 足尖离地至下一次足跟着地的轨迹被设置为50％。然而，第二控制环2302经由传感器120在时域内检测足跟着地和足尖离地，并且确定这些事件 之间的时间是X秒(或毫秒)，其中，X是任意数。然后，第二控制环 2302获取从第一(外部)控制环2301接收的轨迹且使在已知的时域内展 开该轨迹，然后进入下一个事件。换言之，虽然来自第一控制环2301的 致动信号的修改参数是依据步态(例如步态百分比、步态相位、步态事 件等)而确定的，但是辅助柔性套服100的致动器105内的轨迹的产生 要求时域(例如秒、毫秒等)内的位置或力曲线。因此，根据由它们各 自基于传感器的时间戳而确定的连续步态事件(例如足跟着地)的时序， 进行变换以将致动信号的修改参数(例如x轴是步态百分比)转换至时 域(例如x轴是时间)。在输出至比较器(相加点)2345前，随着致动信 号的修改参数被积分至时间域，第二控制环2302将相应的位置或力轨迹 输出至致动器105。在本发明的至少一些方面，第二控制环2302包括运 行MATLAB仿真(由美国马萨诸塞州纳蒂克的MathWorks公司出品)的 处理装置和NI数据采集板(由美国德克萨斯州奥斯丁的NationalInstruments公司做出的NI数据采集板)。
返回到第一控制环2301，医疗提供者2305至少部分地根据医疗提供 者对患者步态的观察来确定患者辅助柔性套服100所期望的辅助是什么 类型、数量和曲线。这些观察可以包括当患者行走或走动(例如在地板 上、在地面上、在跑步机上等)时对患者的直接视觉观察和/或对用户界 面上的患者步态数据的观察，该用户界面例如但是不限于平板装置、便 携式计算机、智能手机、智能手表、谷歌眼镜、计算机终端或计算机等 的图形用户界面(“GUI”)。在后者的情况下，患者不必亲身位于医疗提 供者2305的位置。而是，辅助柔性套服100的传感器120和通信装置(例 如无线装置、无线传感器、wi-fi传感器、移动装置等)将步态信息(例 如步态事件等)传输至第一控制环2301作为原始数据或被处理过的数据(例如平均的、积分的等)。医疗提供者2305如以前一样进行相同的分 析，并且经由对GUI2310或其它用户界面(例如键盘、按键盘等)的输 入将致动信号的修改参数(例如经由通信装置2316无线地)输出至辅助 柔性套服100的第二控制环2302。
作为示例，图23示出了根据本发明至少一些方面的一个可能的第二 控制环2302实施例。该第二控制环(低水平控制)2302的具体结构对本 发明而言不是关键的且第二控制环例如可以包括缆绳位置控制、缆绳力 控制、阻抗/导纳控制等。第二控制环2302的重要特征在于：其被构造 用来检测一个或多个步态事件且产生对第一控制环2301的输出进行适应 的轨迹(例如力信号、速度信号等)。如上所提到地，在本发明的至少一 些方面，根据物理存储装置(相对于辅助柔性套服是本地的和/或远程的) 具有的一个或多个指令集合，一个或多个处理器(相对于辅助柔性套服 是本地的和/或远程的)被构造为(例如经由配置在辅助柔性套服上或其 外部的一个或多个传感器)监测未受辅助状况下的穿戴者步态，然后修 改由至少一个致动器输出的力轨迹的一个或多个方面，从而修改至少一 个关节运动期间的至少一个关节的至少一个轴处产生的辅助扭矩，修正 的穿戴者的步态用作输入至一个或多个处理器的进一步输入，并且与用 于对穿戴者的步态进一步评价和对至少一个致动器输出的力轨迹的一个 或多个方面进一步迭代修改的一个或多个指令集合关联。因此，系统(本 示例中没有环内临床医生)使用一个或多个传感器来观察患者如何不受 辅助柔性套服辅助地行走、了解患者需要什么辅助、确定步态周期内施 加在一个或多个关节的力或力组合、监测响应于被施加力的患者运动学 特性且继续迭代地改善被施加力直至实现期望的结果。辅助柔性套服的 显著特征是患者能够正常行走(例如具有他们的常规病态步态)且他们 的常规病态步态能够由传感器精确地监测，这是因为套服如此轻质和柔 软，以致它不改变患者的常规步态——这是常规刚性外骨骼无法复制的 功效。
尽管图23说明了这样的实施例：医疗提供者2305要么直接地(例 如对患者进行视觉观察等)要么远程地(例如对数据曲线、运动图等进 行观察)观察患者的步态，但是第一控制环2301可以省略“环内临床医 生”而是利用算法或算法集合来根据对传感器120的运动数据分析来适 应轨迹。作为示例，第一控制环2301可以确定当前运动曲线与期望运动曲线之间的差别且提供对严重状况的即时校正和/或根据患者治疗方案 的定期校正(例如每日、每周等)。
虽然这里公开的辅助柔性套服的各方面在被穿戴的同时将短期益处 提供给步态，但是辅助益处不限于这样的益处。的确，辅助柔性套服与 佐药治疗组合使用(例如部分体重支撑和功能性电刺激)能够通过如下 方式而对中风后具有显著影响：改变中风后关键的第一周内经常出现的 轨迹、潜在地降低对辅助装置(例如手杖或助行器)、踝-足矫正器以及 鼓励和增强正常力学恢复中的补偿行走模式步态训练的需求。此外，期 望的是，辅助柔性套服融入康复的所有阶段，不仅是早期阶段。
门诊康复通常受到持续时间和环境背景这两者的限制。辅助柔性套 服融入至康复(例如中风后步态康复等)具有这样的潜在可能：通过以 使康复效果最大化和将常规的日常活动转换成有意义的步态训练的机会 的方式跨越临床与患者家庭环境之间的间隙，以克服持续时间和环境的 限制。作为本发明应用于患者正常日常活动的一个示例，在给患者规定 了一定量的门诊物理治疗(例如每周3天)的范例中，医疗提供者(例 如物理治疗师)能够在当天与患者讨论患者的需求，并且能够在当天经 由用户界面(例如无线平板界面等)与辅助柔性套服远程交互来定制满 足患者需求的辅助曲线(例如见图23)。然后，医疗提供者和患者能够利 用由辅助柔性套服提供的能力的即时增加并且实施比先前可能的项目更 加激烈的步态再训练项目，从而最终使依赖于经验的神经可塑性的重复 和强度原理最大化。医疗提供者也可以利用辅助柔性套服的传感器收集 的实时数据来在评价治疗期内或跨治疗期的进展。
尽管辅助柔性套服在临床上的使用为医疗提供者提供了独特和革新 的用于辅助患者的移动和训练的工具，但是本发明显然允许医疗提供者 借助被编程用来执行个性化、渐进性的社区康复项目(例如辅助行走的 辅助柔性套服每周3至5天，每天1小时)的辅助柔性套服而使患者出 院在家。同时，时空和步伐活动数据能够被连续地记录以用于医疗提供者和(可选地)患者进行复查。例如，复查可以能够实时的或在稍后的 某一时间点(例如在康复期间但偏离于实时的稍后时间点内、康复后等) 远程地发生或当患者返回用于治疗的临床环境时发生。社区康复数据用 来为患者和医疗提供者提供性能和结果的具体知识，这些性能和结果可 能对治疗期间做出的疗效的促进中期遗留是关键的。此外，患者可以将他们的数据上传到社交网络(例如www.patientslikeme.com)且向支撑社 区展示他们的进步，从而提供额外的正强化。有利地，基于神经康复项 目的辅助柔性套服与患者日常社区参与(例如行走到本地商店)协同地 工作，因此最大化日常活动的康复可能性。
将目标步态康复的重点从临床环境中每周的多期(例如3至5期) 治疗转移到患者的日常社区活动，相信这样的康复模型将对患者康复产 生显著的改善。由于没有能力在对社区行走有意义的环境中训练基于临 床的行走速度，在基于临床的运动项目之后而临床测量的行走速度(即， 行走能力)的改善可能无法转化成社区行走活动的增强。例如，一旦想 到穿过繁忙的街道或当在行人拥挤的不平坦、嘈杂的人行道试图较快行 走时，能够在临床的平静环境中较快行走的被试者可能受到他们平衡自 我效能的限制。此外，特别是当治疗师等医疗提供者可实时监测辅助柔 性套服传感器数据且微调需要时提供的辅助以满足患者变化的需求时， 患者将很有可能感到更有能力参与基于社区的活动。
图24示出了根据本发明至少一些方面的第一控制环2301的GUI 2310的示例。本示例是关于具有主动受控的两个自由度的辅助柔性套服 100的实施例，这两个自由度在GUI屏幕截图2400中被示意为背屈图 2410(DF轨迹命令)和踝跖屈图2420(PF轨迹命令)。能够看出，这些 图2410、2420允许对非常细微命令的轨迹的控制。在本示例中，从足跟 着地(图的0％)至下一次足跟着地(100％)，医疗提供者2305限定致 动信号(例如轨迹)。
在背屈图2410中，当前轨迹2412示出了：位置(DF轨迹命令)(mm) 在从0％步态至约11％步态的步态期间内从约30mm行程的水平向下下降 至零或接近零的水平(即，松弛)，随即，位置保持在零或接近零直至约 40％步态，在此点位置上升且在约62％步态再次稳定在约30mm行程， 此处，位置在剩余的步态周期内保持不变。在“新”轨迹2414(由输入 到GUI2400的致动信号修改参数命令)中，位置在从0％步态至约18％ 步态的步态期间内从约55mm的新水平向下下降至零或接近零的水平 (即，松弛)，随即，位置保持在零或接近零直至约25％步态，在此点， 位置上升且在约54％步态再次稳定在55mm，此处，位置在剩余的步态 周期内保持不变。
在跖屈图2420中，当前轨迹2422示出了：位置(PF轨迹命令)(mm) 在从0％步态至约35％步态的步态期间内是零或接近零(即，松弛)，随 即，位置增大直至约50％步态，在此点，位置稳定在25mm且保持到约 55％步态，随即，位置在从约55％步态至约62％步态的步态期间内向下 下降回零或接近零(即，松弛)且在剩余的步态周期内保持在零或接近 零。
图25示出了根据本发明至少一些方面的第一控制环2301的GUI 2310的另一个示例。特别地，图25示出了这样的辅助柔性套服100的实 施例：具有主动受控的三个自由度，这三个自由度在GUI屏幕截图2500 中被示意为背屈图2510(DF命令轨迹)(mm)、踝跖屈图2520(PF命 令轨迹)(mm)和髋伸展图2530(髋伸展命令轨迹)(mm)。与图24的 示例相比，本示例的GUI 2500允许对轨迹进行更加细微的控制。特别地， 从背屈图2510看出，当前DF命令轨迹2512在约6％步态与约20％步态 之间以曲线的方式下降且在约36％步态与约85％步态之间以曲线的方式 升高，而不是更加线性的推进。图25的GUI 2500在窗口2501中将非常 相关的数据(诸如但是不限于窗口2502中所示的步幅时间、受损腿的％ 站立期间和健全腿的％站立期间)提供给医疗提供者。作为示例，提供 给医疗提供者2305的额外数据可以包括任何时空步态变量，例如步态对 称性、摆动持续时间或步频。
图26示出了根据本发明至少一些方面的轨迹控制的示例。还参照图 24至图25，图26示出了控制程度的示例，其能够被给到辅助柔性套服 100的各自由度的致动。为简单起见，描述的示例与一个辅助柔性套服 100致动器105的位置控制有关。当然，可以可替代地以其它方式控制辅 助柔性套服100致动器105，例如经由力、阻抗、导纳其它关节水平变量。在图26的示例中，五个参数(以编号的圆圈1至5标注)由医疗提供者 2305直接可调，或者在操作员的帮助下可调。这五个参数确定致动器缆 绳(例如鲍登缆绳)在涉及从受损侧步态的0％(足跟着地)至100％(接 下来的足跟着地)的步态周期的不同时刻的位置。五个参数从左到右是： (3)，缆绳开始释放(离心)处的步态％；(4)，达到松弛位置处的步态％； (1)，缆绳开始缩短(同心)处的步态％；(2)，达到最大背屈处的步态％； 和(5)，最大背屈位置的设定。
图27示出了根据本发明至少一些方面的轨迹控制的另一个示例。类 似于图26，图27示出了控制程度的示例，其能够被给到辅助柔性套服 100的各自由度的致动。然而，不是图26所示的相当线性的轨迹，图27 示出了具有更加高度可调分段的更加复杂的轨迹控制。特别地，能够看 出轨迹是曲线的，例如约50％至100％步态周期之间的轨迹。根据本发明，轨迹能够无限制地是线性段或曲线段的任何组合(以可以具有一个或一 个以上拐点的弯曲线为特征)。
关于上面的论述，系统结构的在第二控制环2302中进行的自动控制 部包括两个步骤：(1)根据从受影响腿、健全腿以及受影响和健全腿的 组合得到的测量值和/或从其它身体部位得到的数据来检测一个或多个 步态事件(例如腿上检测到的事件可以包括受影响侧的足跟着地、健全 侧的足跟着地、受影响/健全侧的足尖离地、受影响/健全侧的足跟离地或 步态的平足部分)；和(2)使医疗提供者2305界面(例如GUI 2310) 中限定的轨迹(x轴是从0％至100％的％步态或步态的％相位)适应于能 够由致动器产生的依照时间(s)限定的轨迹。如前所述，为了产生送至 致动器的命令，有利地将致动曲线确定为时间的函数，所以医疗提供者 2305相对于％步态输入的轨迹必须转换到具有以秒为单位的x轴的轨迹。在本发明的至少一些方面，在检测到一个事件的情况下(例如受影响腿 的足跟着地)，更新最近N个步伐持续时间(足跟着地时间减去之前的足 跟着地时间)的平均值。N可以有利地包括小的数(例如2至5)，但是 能够是任何整数(例如N能够是1，在这种情况下，在前的步伐持续时 间用作步伐持续时间的预测指标)。然后，通过均匀地“伸展”以％步态 表达的轨迹来产生曲线以使0％对应于当前时间且100％对应于当前时间 加上最近N个步伐的平均持续时间。
在本发明的至少一些方面，在检测到两个步态事件的情况下，第二 控制环2302自动控制结构(1)检测两个步态事件(例如健全腿的足跟 着地和足尖离地、受辅助腿的足跟着地和对侧腿的足跟着地、健全腿的 两个事件、对侧腿的足跟着地和足尖离地、对侧腿的两个事件等)且(2) 相对于这两个步态事件限定辅助并且根据在第一控制环中限定的轨迹使 辅助适应。
根据本发明，能够使用传感器来检测一条腿(同侧或对侧的一条腿) 或两条腿的步态事件。关于相对于两个步态事件限定的辅助，在检测到 第一步态事件后限定轨迹的第一部分且在检测到第二事件后限定轨迹的 第二部分。这使命令的致动曲线与辅助柔性套服100的穿戴者的步态更 加同步。在步态的预测性非常低的情况下，这对患者是特别重要的。作 为示例，同一患者的不同步态事件之间可能具有不同的持续时间(例如 第一与第二足跟着地之间的持续时间可能不同于第二足跟着地与第三足 跟着地之间的持续时间)。
图28示出了根据本发明至少一些方面的使用陀螺仪进行的事件检测 的示例。安装在辅助柔性套服100上或其外部(例如在鞋子上)的陀螺 仪(单独地或作为惯性测量单元(IMU)的一部分)能够提供有价值的 信息以在行走期间检测步态事件。本系统设计方面的特别挑战是确保具 有足够的鲁棒性，以当施加有来自受影响或健全腿的信号时能够对具有 会导致不同步态特征或模式的不同步态临床表现(例如不同足速度)的 患者可靠地和适应地起作用，且在提供致动后(这将改变足部速度模式) 能够保持继续起作用。图28描述了来自中风患者的健全腿(顶部)和受 损腿(底部)的信号，其中，损害特别涉及足运动学。可以看出，健全 腿(顶部)的足跟着地2810与受损腿的足跟着地2820非常不同。此外， 足跟着地2820表现出步进变化。辅助柔性套服100(其利用一个或多个 陀螺仪)的控制策略的各方面有利地允许对某些观察到的实验数据特征 (规律)进行收集和利用，例如但是不限于，在足跟着地前总是发生强 烈下降趋势(对应于足摆动期)，足跟着地对应于信号中的负谷值之后的 正局部峰值，且不跟随在负谷值之后的正局部峰值不是足跟着地。
图29A至图29B示出了根据本发明至少一些方面的自适应阈值的示 例，其中，辅助柔性套服100系统包括作为步态事件检测子系统的一部 分的陀螺仪。图29A至图29B示出了相对于基础健全腿步态模式2905 (原始陀螺仪数据)和受损腿步态模式2915(原始陀螺仪数据)的正阈 值2910和负阈值2920。正阈值2910对应于X*最近N个检测正峰值的 平均值(X<1，例如，0.5等)。每次确认正峰值就更新正阈值2910。负 阈值2920对应于Y*最近N个负峰值的平均值(Y<1，例如，0.5等)。 每次检测到负峰值就更新负阈值2920。图29A至图29B也示出了足跟着 地确认戳2925和搜索窗口2930。这些图形示出了正和负阈值2910、2920 如何适应于每个步伐。阈值以预定的数(例如1V)被初始化，并且辅助 柔性套服100的患者或穿戴者被指示在被动状态下穿戴着辅助柔性套服 行走几步，正和负阈值2910、2920收敛至它们的自然值。在初始化后， 在主动模式下，辅助柔性套服“能够使用算法”。
图30A至图30B示出了根据本发明至少一些方面的足跟着地检测示 例，其中，陀螺仪用在具有健全腿(顶部步态模式)和受损腿(底部步 态模式)的中风患者。在本示例中，传感器数据是陀螺仪数据，但是传 感器数据可以根据本发明其它方面无限制地从一个或多个其它传感器中 获得或推导出来。根据至少一些方面，移动平均值与数据信号的最近Z 毫秒保持一致。在本发明的至少一些方面，Z设置为20至50ms之间的 值，但是根据本发明的其它方面，Z可以可替代地设置为其它更小或更 大的值。在每个足跟着地确认时间戳3025(例如也见图29A至图29B的 附图标记2925)处，更新动态平均值。当移动平均值下降至负阈值3020 以下时，启用且发起峰值搜索3040。当移动平均值上升至正阈值3010 以上时，开始搜索最大值，从而保持对最大值3050的时间和幅度的追踪。 当数据信号低于最大值3050经过了预定时间时，在时间戳3075处确认 峰值。在至少一些方面，该预定时间可以在约5至10ms之间，但是预定 时间可以是与示例性范围相比的更小或更大的时间。足跟着地检测系统然后输出检测到的最大值(峰值)3050的时间，以及实际峰值的时间与 峰值得到确认的时间3075之间的延时。然后分别使用正和负峰值来更新 正和负阈值3010、3020。
关于图30A至图30B且根据本发明的至少一些方面，当移动窗口的 差分平均值低于预定负值(其能够是固定值或适应值)且当前陀螺仪信 号低于负阈值(搜索窗口触发阈值)时，启用峰值搜索。在这种方面， 当移动平均值高于正阈值时，通过保持对时间和幅度的追踪来开始和进 行搜索最大值以允许从中确定最大值。当搜索窗口打开的同时陀螺仪信 号下降至最大值与最小值之间差值的80％以下时，确认峰值。然后，执 行足跟着地算法的控制器将检测到的最大峰值的时间以及从峰值被检测 到和峰值得到确认的时间的延时输出至控制系统。用正和负峰值来更新 阈值。
图31A至图31B示出了图30A至图30B的步态模式的放大部分以更 加清楚地图示正和负阈值3010、3020的详情和足跟着地检测系统的各方 面，特别关注于20.5秒与22.5秒之间的时间帧。在本示例的时间帧中， 足跟着地检测系统也输出峰值得到确认的时间3075与实际峰值的时间 3050之间的延时。这使足跟着地检测系统能够自动调整轨迹产生以将这样的延时考虑在内，如图32所示。图32示出了根据本发明至少一些方 面的用于检测到的足跟着地的延时补偿的示例。具体地，图32示出了在 实际足跟着地(最大值的时间3050)与当产生轨迹或曲线(在这种情况 下，跖屈轨迹)时的时间3075处的峰值确认之间延时的补偿效果。
图33A至图33B示出了根据本发明至少一些方面的中风患者在地面 行走期间的行走(具有重复步态起始和终止的非连续行走)起始和终止 的步态模式，并且包括有步态模式分析。能够看出，即使开始值在开始 时一样，上述的利用正阈值3010和负阈值3020的自适应阈值方法仍确 保两条腿的在所有状况下的所有峰值的可靠检测(自适应效果)。因此，本方法和系统能够检测步态期间的包括第一次和最后一次在内的每一次 足跟着地，无需检测行走起始或行走终止需要的特定修改。
图34A至图34B示出了根据本发明至少一些方面的在具有扶手和不 具有扶手情况下对于位置控制致动器(mm)的命令轨迹3410以及相对 于足跟着地3450的特别是背屈肌力3420的局部力(N)的示例。
图35A至图35B示出了根据本发明至少一些方面的控制器概念，其 中，与足跟着地3550的指示相关地，背屈(DF)命令轨迹(mm)被示 出在图35A的顶部且背屈局部力(N)被示出在图35A的底部。图35B 示出了图35A的当前DF命令轨迹3510，其在后续步骤中将由提出的DF 命令轨迹3520修改。
图37示出了根据本发明至少一些方面的方法中的操作。为了实现下 面的步骤，可以根据上述的说明来实践参照图37所示的过程的步骤。图 37的方法包括使人配备辅助柔性套服100的操作(操作S3700)，例如本 文所述的。如上所述，辅助柔性套服是单侧的或双侧的，取决于它关于 矢状面相对于个体的一侧或关于矢状面相对于个体的两侧对个体的运动 进行修正。然而，尽管柔性辅助套服可以说明为单侧的，但是单侧辅助 柔性套服在不受柔性辅助套服辅助的一侧可以至少包括一个或多个传感 器。在一个实施例中，辅助柔性套服包括与多个附接点中的一者或多者 附接的弹性元件以允许经由弹性元件产生的反作用力来对跖屈、背屈、 旋后、旋前、内翻、外翻、内收和外展中的一者或多者进行修正。
作为示例，辅助柔性套服(例如辅助柔性套服100)可以包括至少第 一锚元件和第二锚元件，第一锚元件被构造用于定位在第一身体部位处 或附近且第二锚元件被构造用于定位在第二身体部位处或附近。辅助柔 性套服还可以包括在第一锚元件与第二锚元件之间延伸的多个连接元 件，并且多个连接元件中的至少一个连接元件跨过置于第一锚元件与第 二锚元件之间的至少一个关节。辅助柔性套服还包括至少一个传感器、 至少一个致动器、至少一个力传输元件和至少一个控制器，该力传输元 件将至少一个致动器的输出与第二身体部位连接，并且所述至少一个控 制器被构造为响应于发生在运动期间的一个或多个预定事件来致动至少 一个致动器以产生致动曲线，所述致动曲线在至少一个关节的运动期间 产生关于至少一个关节的力矩。在一个实施例中，至少一个传感器是多 个传感器，其具有配置在第一条腿上的至少第一传感器和配置在第二条 腿上的至少第二传感器。
至少一个辅助柔性套服致动器被构造为在步态周期内输出第一力曲 线以影响第一关节的第一扭矩曲线且在步态周期内输出第二力曲线以影 响跨第二关节的第二扭矩曲线。此外，辅助柔性套服包括将至少一个致 动器的输出与第二身体部位处或附近的多个附接点连接的多个力传输元 件。更加具体地，多个力传输元件可以将至少一个致动器的输出连接至 被选择用来允许对跖屈、背屈、旋后、旋前、内翻、外翻、内收和外展 中的一者或多者进行修正的多个附接点。更加具体地，多个力传输元件 中的力传输元件可以将至少一个致动器的输出连接至允许对踝跖屈进行 修正的第一附接点，且多个力传输元件中的力传输元件可以将至少一个 致动器的输出连接至允许对踝背屈进行修正的第二附接点。可替代地或 额外地，多个力传输元件中的力传输元件可以将至少一个致动器的输出 连接至允许对踝的旋后进行修正的第一附接点，且多个力传输元件中的 力传输元件将至少一个致动器的输出连接至允许对踝的旋前进行修正的 第二附接点。可替代地或额外地，多个力传输元件中的力传输元件可以 将至少一个致动器的输出连接至允许对踝的内翻进行修正的第一附接 点，且其中，多个力传输元件中的第二力传输元件可以将至少一个致动 器的输出连接至允许对踝外翻进行修正的第二附接点。多个力传输元件 中的至少一些可以是模块化的且有选择地并入或移出辅助柔性套服以提 供至少一个致动器的输出与一个或多个附接点之间的选择性连接，以此 选择性地修正跖屈、背屈、旋后、旋前、内翻、外翻、内收和外展中的 一者或多者。
方法还包括这样的操作S3710：当穿戴者在第一受控运动环境中运 动时，监测至少一个传感器的输出(行为S3710)，作为示例，该环境可 以包括使辅助柔性套服100的穿戴者能够产生不过度受行走环境不规律 影响的参考步态模式的跑步机、地板或其它表面。在其它方面，跟随图 37所示的操作表现，如本文所述，也可以在第二受控运动环境(例如地板、仪表化地板、基板、水平地面、向上斜面、向下斜面、楼梯等)中 监测穿戴着辅助柔性套服的人，并且进行对辅助柔性套服100致动系统 的一个或多个设定的改进。在至少一些方面，监测操作由医疗提供者经 由合适的用户界面在环内进行。
在操作S3720中，使用至少一个传感器的输出来识别至少一个预定 步态事件。在至少一些方面，识别的至少一个预定步态事件包括足跟着 地、足尖离地、足跟离地、平足、落足、受控背屈开始、动力跖屈开始、 穿戴者质心相对于地面的高度、肌肉离心收缩起始和肌肉同心收缩起始 中的至少一者。在本发明的一个方面，至少一个预定步态事件包括两个或以上步态事件。在另一些方面，预定步态事件包括与受辅助腿有关的 第一步态事件和与对侧腿有关的第二步态事件。
在图37的操作S3730中，调整至少一个致动器的致动曲线。在一些 方面，对致动曲线的调整操作包括对致动器致动时间、致动器传送的逐 渐上升力曲线、致动器传送的逐渐下降力曲线、致动器传送的力最大幅 度和致动器传送的力持续时间中的一者或多者的调整。同样，对致动曲 线的调整操作包括对时间、传送的逐渐上升力曲线、传送的逐渐下降力曲线、传送的力最大幅度和多个致动器传送的力持续时间中的一者或多 者的调整。如本文所使用地，术语“逐渐上升”和“逐渐下降”通常分 别指的是从第一值至第二值的值增大和从第一值至第二值的值减小，并 不限制第一值与第二值之间的路径。因此，逐渐上升或逐渐下降可以无 限制地是线性的和/或曲线的和/或单独地线性和/或曲线的多个段，且增大或减小能够具有任何增大和/或减小速率，包括第一值与第二值之间的 不增加不减小的平台期。在本发明的至少一些方面，“逐渐上升”或“逐 渐下降”可以分别包括力的基本线性、力的渐渐增大或减小，但是本发 明不限于此。在一些方面，对致动曲线的调整包括对背屈和/或跖屈的修 正。上述的任何修正例如可以包括这样的操作：将辅助力矩提供至一个或多个关节或将抵抗力矩提供至一个或多个关节。
在本发明的至少一些方面，使用与辅助柔性套服100可操作地关联 的嵌入式(例如附接至辅助柔性套服)或外部式(例如个人移动电话) 无线通信装置将传感器数据从辅助柔性套服100的一个或多个传感器 120输出至远程的计算器、控制器或服务器(例如图23的控制器2315)。 在本发明的至少一些其它方面，使用其间的无线或硬配线连接将传感器数据从辅助柔性套服100的一个或多个传感器120输出至本地的计算机、 控制器或服务器(例如图23的控制器2315)。在社区康复的示例中，传 感器数据提供例如关于运动学(ROM)、行走速度、行走距离和辅助力曲 线的性能度量，从而使医疗提供者能够实时监测传感器数据且向辅助柔 性套服提供实时输入以积极促进患者康复。
同样，在本发明的一些方面，从医疗提供者发出(例如从图23的第 一控制环2301输出)的更新的致动曲线指令由无线通信装置(例如图23 的第二控制环2302的通信装置2330、集成到手表或平板等个人装置的通 信装置等)接收且由辅助柔性套服控制器来实施。更新致动曲线指令集 合可以包括致动曲线的一个或多个特征的小调整(例如小于约25％、小 于约20％、小于约10％、小于约5％、小于约3％等)。本发明当然无限 制地包括任何致动特征的较大幅度变化，且上面说明的较小调整仅是为 了说明一些可能的调整范围，不是对可能的调整范围的限制。
在本发明的至少一些方面，“环内”医疗提供者经由GUI界面输入 这些调整，并且医疗提供者确定什么样的辅助类型、数量和曲线提供期 望的步态改善。然而，本发明显然包括利用“环内”穿戴者来代替医疗 提供者或作为医疗提供者的补充。在这样的方面，使穿戴者能够通过合 适的用户界面(例如手机应用程序、基于套服的控制等)将手动的、直 接的调整输入至第二控制环2302。特别地随着穿戴者的治疗或康复的进 展，医疗提供者和/或控制系统可以使患者任意地或不时地(例如按照计 划)输入小变化，这样的变化期望是与上述的由医疗提供者直接做出的 变化相比更小增量的调整。例如，可以允许穿戴者可选地在预定时段内 对致动曲线特征做出仅多达约1％或2％的调整(例如每分钟允许1％变化、10分钟间隔内允许1％变化等)。如前所述，致动曲线特征包括但是 不限于致动器致动时间(例如开始时间和/或停止时间)、致动器传送的 逐渐上升力曲线(例如增加的幅度和/或速率)、致动器传送的逐渐下降 力曲线(例如减小的速率)、致动器传送的力最大幅度或致动器传送的力 持续时间。在这种情况下，可选地使穿戴者在给定的环境中在给定的时间做出小调整来感受什么“感觉”更好或更自然。对此，辅助柔性套服 100可以包括由穿戴者和/或医疗提供者设置的多个模式(例如以第一步 速行走、以比第一步更快的第二步速行走、上坡行走、下坡行走、在需 要第一足地面间隙度的表面上行走、在需要比第一足地面间隙度更大的 第二足地面间隙度的表面上行走和/或允许穿戴者做出小调整的手动模 式等)。
在操作S3740中，判断是否需要例如由“环内”医疗提供者对致动 曲线进行进一步调整。如果“是”，那么过程转到操作S3750。如果“否”， 那么过程转到操作S3760，此处，设置至少一个控制器来实施致动曲线。
在操作S3750中，继续进行上面的监测、识别和调整操作(S3710 至S3740)直至致动器的致动曲线产生关于目标关节的有益力矩来促进 步态改善，此时，操作S3740中的判断是“否”且随后方法前进至操作 S3760。在一个实施例中，上面的步骤迭代地进行以产生促进与上述步态 不同的第二步态的改善的第二致动曲线，步态包括第一行走模式(例如第一操作模式)且第二行走模式(例如第二操作模式)。
尽管图37描述了辅助柔性套服100的调整的单次迭代(例如将发生 在医疗提供者的门诊就医的)，但是应理解，图37的操作以及可选地在 本文中公开的其它操作将定期地进行以调整致动器的致动曲线，从而将 连续的康复和治疗益处提供给穿戴者。
根据前述应该显然的是，这里公开的辅助柔性套服的各种方面不是 限于临床使用，而是特别适合于扩展到具有被设计用来增加患者移动和 运动(例如行走、楼梯行走等)的个性化康复项目的家庭和社区。辅助 柔性套服既提供积极矫正效果(例如与受损肌肉系统平行地施加恢复力) 又提供康复效果(例如使用传感器来测量行走的关键参数——时空变量 和步伐活动——)以有助于以行走策略和数量为目标的患者专用行走活 动项目的实施。
在上面的任何方面，作为示例且无限制地，步态改善可以包括左右 腿对称性改善、轻偏瘫步态时域对称性改善、轻偏瘫步态空域对称性改 善、在轻偏瘫步态的步态周期内受影响侧的踝运动范围增大、摆动期内 地面间隙增大、蹬离期间跖屈力增大、自选行走速度增加和/或非矢状面 内的补偿运动减少。作为示例，通过套服-穿戴者相互作用力的测量以及 健康和轻瘫腿的运动学来确定各步伐的步态不对称性，控制器能够通过 对各肢体提供不同水平的辅助来关注恢复两腿之间的双侧对称性。对于 轻瘫腿，它将提供主动辅助或提示，从而在完全肌无力的情况下替换失 去的功能(例如对足下垂的背屈辅助)或在弱化肌肉的情况下恢复关节 能力(例如对蹬离的跖屈辅助)。对于轻偏瘫中风患者，健康腿通常必须 更加努力工作且因此控制器在需要时也将增强健康腿，从而帮助延迟患 者开始疲劳。
关于传感器120的位置，在至少一些方面，一个或多个传感器配置 在穿戴者的一个身体部位(例如受损腿)，且关于至少一个关节的有益力 矩提供给这一个身体部位。在其它方面，一个或多个传感器配置在一个 穿戴者身体部位(例如健全腿、臂、躯干、头等)，且关于至少一个关节 的有益力矩提供给另一个身体部位(例如受损腿)。在一个方面，响应于第一身体部位或另一个身体部位上的一个或多个传感器的输出，针对一 个或多个关节施加的有益力矩提供给至少第一身体部位(例如受损腿)。 在另一个方面，响应于不同身体部位(例如两条腿)上的传感器组合的 输出，针对一个或多个关节施加的有益力矩提供给至少第一身体部位(例 如受损腿)。因此，当待被辅助的关节是第一条腿的关节时，关于该关节 的有益力矩可以响应于第二条腿上的一个或多个传感器的输出而触发。 可替代地，待施加于第一条腿的关节的有益力矩可以响应于第一条腿和 第二条腿上的传感器组合的输出而触发。作为示例，一个或多个传感器 配置在第一条腿上且一个或多个传感器配置在第二条腿上，施加于一条 腿(例如第一条腿或第二条腿)的至少一个关节(例如踝、膝、髋)的有益力矩来响应于两条腿上的传感器的输出而提供步态改善。如前所述， 传感器数据感测且输出表明与一个或多个预定步态事件相关的状况的 (例如直接或间接测量的)数据(例如足跟着地传感器直接测量足跟着 地事件等)，所述事件例如足跟着地、足尖离地、足跟离地、平足、落足、 受控背屈开始、动力跖屈开始、穿戴者质心相对于地面的高度、肌肉离 心收缩起始或肌肉同心收缩起始。
在至少一些方面，辅助柔性套服100的构造方法包括：使人装备辅 助柔性套服的操作，所述辅助柔性套服包括被构造用于定位在第一身体 部位处或附近的至少第一锚元件、被构造用于定位在第二身体部位处或 附近的第二锚元件、在第一锚元件与第二锚元件之间延伸的多个连接元 件，其中，多个连接元件中的至少一者跨越置于第一锚元件与第二锚元 件之间的至少一个关节。作为示例且无限制地，第一身体部位包括股部 且第二身体部位包括胫部，其间的所述至少一个关节是膝部。作为进一 步示例，第一身体部位包括胫且第二身体部位包括足，其间的所述至少 一个关节是踝部。如前所述，辅助柔性套服100包括一个或多个传感器、 一个或多个致动器和一个或多个力传输元件以及一个或多个控制器，所 述力传输元件将致动器的输出连接至第二身体部位，所述控制器被构造 为响应于传感器在关节运动期间的预定时间驱动致动器附接件以产生关 于关节的有益力矩。
辅助柔性套服100的上述构造方法还包括这样的操作：将力传输元 件连接至板外致动系统200的相应致动器，以将板外致动器的输出提供 给第二身体部位。以这样的能力，板外致动器代替本地辅助柔性套服致 动器来驱动力传输元件。如此构造，所述方法包括这样的操作：当人在 第一受控运动环境中运动时，监测传感器的输出，并且使用传感器的输出来识别至少一个预定步态事件。方法还包括这样的操作：响应于传感 器的输出，使用板外控制器来控制板外致动器的致动，并且调整板外致 动器的致动曲线。继续进行监测、识别、控制和调整的行为直至致动曲 线产生关于关节的期望有益力矩(例如促进或事实上提供步态改善的力 矩)。例如，对致动曲线的调整可以包括对致动器致动时间、致动器传送的逐渐上升力曲线、致动器传送的逐渐下降力曲线、致动器传送的力最 大幅度和致动器传送的力持续时间中任一或组合的调整。在特别示例中， 对致动曲线的调整包括对用来修正背屈或跖屈的致动曲线的调整。
跟随使用板外致动系统200(例如作为图23的第一控制环2301的一 部分)来收集适当地调整辅助柔性套服致动曲线参数所需的数据，所述 方法包括这样的操作：将辅助柔性套服致动器连接至力传输元件，并且 设置辅助柔性套服控制器以经由致动器实施致动曲线，由此提供关于关 节的期望的有益力矩。
根据本发明的其它方面，对辅助柔性套服100(例如单侧辅助柔性套 服，被构造为影响仅一条腿的一个或多个关节的一个或多个致动曲线， 或双侧辅助柔性套服，被构造为影响两条腿的一个或多个关节的一个或 多个致动曲线)的控制输出进行动态调整以对表现出不正常步态模式的 人的活动性进行增强的方法包括这样的操作：设置至少一个辅助柔性套 服致动器以输出在步态周期内的第一运动范围的跨第一关节的第一致动 曲线。在第一致动曲线的这样的设置之后，所述方法包括这样的操作： 在步态周期内监测第一身体部位上的至少第一传感器的输出和第二身体 部位上的至少第二传感器的输出，第二身体部位与第一身体部位在步态 周期的至少一部分上是异相的。第一传感器和第二传感器被构造为将与 步态模式有关的第一和第二信息分别提供给至少一个控制器(例如第一 控制环2301控制器2315和/或辅助柔性套服100(第二控制环)控制器)， 该信息然后有利地但不是必须显示在显示装置(例如第一控制环GUI 2310)上。然后，使用第一和第二信息确定步态模式相对参考步态模式 的变化。可以由医疗提供者(例如通过观察GUI 2310的输出)或由一个 或多个控制器(例如经由第一控制环2301控制器2315、辅助柔性套服 100控制器或其它控制器)进行上述确定。响应于这样的确定，方法还包 括这样的操作：确定在步态周期内跨第一关节的第二致动曲线以减小步 态模式相对于参考步态模式的变化或增大步态模式相对于参考步态模式 的对称性，这样的确定操作也由医疗提供者或由一个或多个控制器进行。 方法还包括这样的操作：设置至少一个辅助柔性套服致动器以在后续步 态周期内输出跨第一关节的第二致动曲线。在至少一些方面，步态模式 的变化或对称性包括在矢状面和冠状面的至少一者中的运动对称性。
根据上面方法的至少一些方面，第一身体部位是第一条腿且第二身 体部位是第二条腿，更特别地，其中第一条腿是受损的且第二条腿是健 全的。
上面的方法还可以包括：使辅助柔性套服包括被构造为对多个关节 起作用的一个或多个致动器，例如被构造为在步态周期内输出跨第一关 节的第一力曲线或第一扭矩曲线且在步态周期内输出跨第二关节的第二 力曲线或第二扭矩曲线的一个或多个致动器，这样的力或扭矩在步态周 期内的预定的单个或多个运动范围内被施加。
鉴于上述，在各种方面，辅助柔性套服100系统被构造用来为穿戴 者提供更加轻松和容易运动的能力。例如，辅助柔性套服100系统能够 提供改善的足间隙(背屈辅助)和更加强大的蹬离(跖屈辅助)，从而带 来增强的向前推进。此外，辅助柔性套服100系统促进更多时间花费在 轻瘫腿上、更加稳定和对称的步态模式、改善的运动学和更加快速的自选行走速度。还相信，增强的踝推进将使患者逐渐能够放弃例如髋提升、 环行和膝弯曲等补偿运动。
图38示出了根据本发明至少一些方面的经由传感器信号3800(本示 例中，陀螺仪信号)对患者的健全腿(顶部)和受损腿(底部)的完全 地面接触和足尖离地进行检测的代表例。在本示例中，传感器数据3800 是陀螺仪数据，但是传感器数据可以根据本发明其它方面无限制地从一 个或多个其它传感器中获得或推导出来。通过确定跟随在足跟着地(HS) 确认戳3830之后的足与地面完全接触3820的期间来实现完全地面接触 的检测。完全接触3820的该期间在传感器信号3800(例如陀螺仪信号) 一致性方面是最可靠的，这是因为当地面起到足部的物理约束的作用时 即便患者痉挛足部都无法移动，从而防止了足运动且防止传感器信号的 显著变化。在本发明的至少一些方面，当1)移动窗口的平均值和2)移 动窗口的标准差都低于一定阈值且信号在此保持预定时长时，才建立完 全足接触3820。在本发明的至少一些方面，预定时长设置为约150ms。 在本发明的其它方面，预定时长可以与本示例性的量相比更小或更大。 此外，预定时长可以由医疗提供者选择为与患者专用步态观察值一致。 在前述的两种状况继续得到满足的同时，在经过了预定时长(例如150ms)之后，为了确保平稳期得到维持，确认完全足接触3820的步态 相位。当传感器数据3800偏离满足前述的两种状况时，确定完全足接触 3820终止。
关于足尖离地检测，当足与地面完全分离时，足尖离地发生。因此， 足尖离地被认为是在确定完全足接触时期3820完成后的第一峰值3840。 已经确定足尖离地峰值3840是可靠的，因为足移动恰好在足尖离地峰值 3840前受到地面的物理约束且在足尖离地后变得自由。根据本发明的至 少一些方面，足尖离地搜索窗口3810至少大致上在完全足接触3820的 结束后被打开且至少大致在由足尖离地(TO)确认戳3840进行的足尖 离地确认后被关闭。
图39示出了根据本发明至少一些方面的对于足跟着地峰值3960不 明显这样的例外情况的检测算法的代表例。如描述的患者受损腿的传感 器(例如陀螺仪)数据所示，与足跟着地峰值3960相对应的陀螺仪信号 峰值可能不是显著的且可能不超过预定峰值检测阈值3930。例如当患者 试图以使地面反作用力(GRF)最小化的方式将他们的足安全地落在地面上时，可以发生这种情况。根据本发明的至少一些方面，即使当这发 生且最小化的足跟着地峰值3960未被检测到时，控制系统也有利地施加 足跟着地确认戳3950以允许连续步态分割。如上面参照图38所述，完 全足接触3920是开始呈现于站立前期的可靠步态事件。因此，根据本发 明的至少一些方面，当在检测到足跟着地峰值前检测到完全足接触3920时，足跟着地算法施加足跟着地确认戳3950。
图40示出了根据本发明至少一些方面的在传感器信号(例如陀螺仪 信号等)在摆动期内是振荡的情况下的检测算法的代表例。在本示例中， 传感器数据4000是陀螺仪数据，但是传感器数据可以根据本发明其它方 面无限制地从一个或多个其它传感器中获得或推导出来。图40表示了这 样的情况：由于动力系统控制缺陷，患者受损侧的足在摆动期内“颤抖”。 如图40所示，颤抖或足颤动可以在摆动期内产生数据信号(例如陀螺仪 信号)4000的多个峰值。当患者的足在矢状面内颤抖时，多个峰值尤其 突出。为了不将这多个峰值识别为对应于足跟着地的峰值(即，足跟着 地峰值4040)(否则这将造成不适当的致动触发)，足跟着地算法测量搜 索窗口打开4010持续时间，更新所述持续时间并且命令控制器不在步态 的起始部期间搜索足跟着地。在本发明的至少一个方面，足跟着地算法 命令控制器不在搜索窗口打开后搜索窗口4010持续时间的初始70％期间 内搜索足跟着地。在至少一些方面，足跟着地算法利用搜索窗口持续时 间的移动平均值或患者的其它的在先运动学数据(例如类似步态事件的 患者历史数据、同一肢体段的患者历史数据、其它肢体段的患者历史数 据等)来指令控制器在步态的子集内更加窄地关注足跟着地检测(可选 地参考其它肢体段)。作为示例且无限制地，在先运动学数据可以包括但 是不限于基于时间的限制(例如在搜索窗口4010持续时间的初始50％后 等)和/或传感器信号特征模式(例如在搜索窗口打开后和在预定的最小 数量原点(0V)交叉后)，随后实施足跟着地峰值检测。鉴于上述，搜索 窗口打开4010信号基于最可靠的提示(图40中在约58.5至58.6秒之间 示出的足尖离地峰值4070)，且使用自适应阈值来忽略最不可靠的数据。 如图40所示，就在足尖离地4070之后，传感器数据4000可靠性是最差 的，这是由于在保持蹬离而产生踝加速的同时，足能够自由移动。因此， 借助于适应窗口持续时间阈值而忽略图40所示的不可靠数据的时段，从 而有利地仅在数据期望证明是可靠的时段内进行足跟着地检测。
接下来转到图41，示出了用于辅助柔性套服(例如图3A和图3B的 柔性套服300)的被构造为悬挂锚(或“锚元件”)的“单侧”腰带4106 的立体图。腰带4106被设计为接合(例如经由可扩展内直径而周向地缠 绕和附连)至穿戴者的骨盆。类似于图3D的以附图标记306表示的腰带 结构、图41的腰带4106，当被适当地放置和附接时，在骨盆带的一个或 两个上外侧髂嵴上延伸，所述上外侧髂嵴操作为用于支撑反作用力的负 荷承受支撑件或锚点。通过使腰带4106紧密贴合穿戴者身体，身体的自 然特征有助于在辅助套服的操作期间将带4106保持在合适的位置。
根据图示的实施例，至少部分地位于一个或两个髂嵴的上方，腰带 4106被构造为在穿戴者的骨盆周围连续延伸。作为非限制性示例，腰带4106包括：第一不可伸展或基本不可伸展翼片4108，其源于第一(例如 右)髂骨附近，跨过穿戴者盆骨区域的前方，缠绕在第二(例如左)髂 骨嵴的周围且至少部分地缠绕在第二(例如左)髂骨嵴的上方，并且终 止在第二髂骨的后方(例如邻近用户的下腰椎区)。第二不可伸展或基本 不可伸展翼片4110起源于第一(例如右)髂骨上，缠绕在第一髂骨嵴的 周围且至少部分地包绕在第一髂骨嵴的下方，并且终止于第一髂骨的后 方(例如邻近下腰椎区)。可伸展(例如弹性织物)束腰带4112使腰带 4106贴合用户骨盆，提供使用期间的舒适度，并且能够有助于弥补腰带 4106两侧之间的任何高度差以避免穿戴期间的混乱，例如使得获得的整 体束腰带是水平的。
第一和第二钩环紧固片4114和4116分别提供用于可调整地将腰带 4106固定在合适位置的附接点。在辅助套服的操作期间，第一紧固片1414 (即，附接点)是离心的且朝着健全腿移位至与拉动的主方向相反。能 够设置可选的可去除钩环紧固片4124以使腰带4106能够两面可用但是 确保钩环紧固片的“齿”背朝着穿戴者，这提高舒适度且有助于防止摩 擦。腰带4106也设置有跖屈附接环4118，用于将带4106连接至跖屈模 块(例如图3A和图3B的足模块312或其它公开的足附接元件)。髋-关 节界面4120被构造为用于被动外侧髋支撑模块的连接点。背部附连界面 4122被构造为用于髋伸展模块的连接点。图41的单侧腰带4106被设计 为抵抗单侧拉动下的移动。虽然一般的目的是单侧使用，但是腰带4106 能够两面可用(例如内侧外穿)以允许用于左侧或右侧的损害辅助。当 穿上时，腰带4106被构造为在带4106倾向于移动的方向上“预倾斜”– 即，力路径在穿戴者的健全侧较高地发生且在受损侧较低地发生。
如这里所用，术语临床医生和医疗提供者意在广泛地指代任何健康 护理服务(例如预防性、治疗性、促进性或康复性健康护理服务)提供 者，并且可以包括但是不限于任何健康专家，例如医师、医师助理、护 士(包括高级实践注册护士)、治疗师、按摩师、临床主任、物理治疗师、 职业治疗师或医疗假肢技师(为了简洁，统称为“医疗提供者”)。此外， 当做出调整时，医疗提供者不一定对辅助柔性套服100的穿戴者而言是 本地的，并且根据本发明的至少一些方面且在不考虑医疗提供者进行远 程医疗实践的特别许可要求的情况下，本发明显然包括与穿戴者相距较 远(例如在同一州的另一个城市、在另一个州或甚至在另一个国家等) 的医疗提供者对辅助柔性套服100的调整。在种方面，当穿戴者在第一受控运动环境中运动时监测一个或多个传感器的输出这样的操作可以包 括：远程监测由传感器通过通信路径(例如因特网、局域网、广域网、 移动传输等)传输至医疗提供者用户界面(例如处理装置和显示装置) 的信息。然后，医疗提供者分析传感器数据，确定适当的调整且将调整 输出至辅助柔性套服100控制系统。例如，传感器可以包括辅助柔性套 服100外部的传感器。作为示例，外部相机(例如与穿戴者家用计算机 或穿戴者移动手机集成的相机、远程医疗套服内的相机等)可以用来将 穿戴者步态的视觉提示提供给医疗提供者(例如当穿戴者在相机视场内 相对于相机朝着相机、远离相机和/或以其它角度行走时等)以补充来自 辅助柔性套服100传感器120的原始数据或处理过的数据。
作为示例，患者在临床环境下完成康复后，患者穿戴着辅助柔性套 服回家或将辅助柔性套服带回家，并且根据康复方案(例如每天或每周 的预定小时数)和/或以自选频率和/或持续时间(例如超过最低康复方案) 使用它来维持更高水平的功能。
应理解，本文中详细说明的特征、功能和发明的任何和所有组合和 排列认为是本发明主题的一部分(如果这样的概念未被明确否定或未互 相不一致的话)。例如，尽管外观不同，但是本文中描述和说明的各个系 统和装置以及功能性部件均能够具有相对于公开的其它实施例在上文和 下文所述的各种形式、可选构造和功能性替代方案中的任一者，除非明 确否定或另有逻辑禁止。此外，这里所述的方法可以体现为各种方法， 其中的许多示例已经被提供。可以以任何合适的方式对被执行为任何方 法一部分的操作进行排序。因此，实施例可以构建为：其中，以与所示 的顺序不同的顺序执行操作(尽管所示的实施例中被示意为顺序操作)； 其中，同时地执行一些操作；其中，省略一些操作；和/或其中，采用所示的其它实施例中的一些操作。
这些实施例及其明显变型均认为落入请求保护的本发明的实质和范 围内，至少一些方面表述在随附的权利要求中。此外，本发明显然包括 前述元件和方面的任何和所有组合和次组合。作为示例，“现成的”辅助 柔性套服100可以被设计和优化为通过环内医疗提供者提供患者专用调 整、校正传感器(如果需要)且调整控制器输出(例如轨迹等)来处理 特定障碍(例如帕金森病、中风等)以解决与之关联的具体步态问题(例 如步幅长度规律受损、步态速度减小、步频改变、步幅时间变化等)。可 替代地，通过提供患者专用调整的环内医疗提供者，模块化辅助柔性套 服100可以由各种模块组装而成以处理患者的具体需求和步态问题。

Claims (10)

1.一种促进人的步态改善的方法，所述方法包括：
具有受损步态的人穿戴辅助柔性套服，所述辅助柔性套服包括布置在一个或多个锚元件之间的一个或多个连接元件，所述辅助柔性套服被构造为跨过人的腿的一个或多个关节，并具有至少一个致动器和至少一个传感器，所述至少一个致动器被构造为使用所述辅助柔性套服的所述一个或多个连接元件向所述一个或多个锚元件施加张力，以产生关于所述一个或多个关节的至少一个关节的力矩，所述至少一个传感器被构造为实时测量人的所述步态；
当人在运动时使用至少一个处理器监测所述至少一个传感器的输出，以使用所述至少一个传感器识别人的连续跨步期间发生的至少一个步态事件；
使用所述至少一个处理器并至少部分地基于所述至少一个步态事件的时间产生参考轨迹；
使用所述至少一个处理器并至少部分地基于所述参考轨迹产生用于促进人的所述步态改善的致动曲线；
使用所述至少一个处理器并基于所述至少一个传感器的所述输出的连续监测更新所述参考轨迹，其中，所述至少一个传感器的所述输出包括运动学传感器数据；且
使用所述至少一个处理器并基于更新的所述参考轨迹调整所述致动曲线，直到所述辅助柔性套服产生关于所述一个或多个关节的所述至少一个的并导致人的所述步态改善的所述力矩。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述一个或多个连接元件包括一个或多个柔性连接元件。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述一个或多个连接元件包括柔性连接元件和刚性或半刚性连接元件的组合。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，调整所述致动曲线包括调整下列中的一者或多者：所述至少一个致动器的致动时间、所述至少一个致动器传送的逐渐上升力曲线、所述至少一个致动器传送的逐渐下降力曲线、所述至少一个致动器传送的力的最大幅度和所述至少一个致动器传送的力持续时间。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，识别的所述至少一个步态事件包括下列中的至少一者：足跟着地、足尖离地、足跟离地、平足、足落地、受控背屈开始、动力跖屈开始、人的质心相对于地面的高度、肌肉离心收缩的起始和肌肉同心收缩的起始。
6.根据权利要求1所述的方法，
其中，所述步态改善包括下列中的至少一者：改善的向前推进、增强的向前髋摆动、增加的稳定性、改善的左右腿对称性、改善的轻偏瘫步态时域对称性、改善的轻偏瘫步态空域对称性、轻偏瘫步态的受影响侧的关节的增大的运动范围、摆动期内增加大的地面间隙、蹬离期间增大的跖屈力、增加的自选行走速度和减小的补偿运动。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，医疗提供者经由用户界面进行至少所述监测的步骤和所述调整的步骤。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，由穿戴着所述辅助柔性套服的人通过用户界面进行至少所述监测的步骤和所述调整的步骤。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，通过在所述至少一个处理器上运行的检测算法来进行至少所述监测的步骤。
10.根据权利要求1所述的方法，其中，通过所述至少一个处理器的控制算法来自动进行至少所述调整的步骤。
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