行動輔助設備制造技術

一種包括外骨骼系統的裝置，具有多個傳感器、髖部段和至少一個下肢，所述傳感器用于產生表示至少所述外骨骼系統的當前動作和當前布置的信號。所述下肢包括用于耦接到用戶腿部的側表面的大腿段和小腿段。所述大腿段包括將所述大腿段耦接到所述髖部段的第一帶動力的關節、將所述大腿段耦接到所述小腿段的第二帶動力的關節以及耦接到所述傳感器、所述第一帶動力的關節和所述第二帶動力的關節的控制器。所述控制器是構造來基于所述信號確定所述外骨骼系統的當前狀態和所述用戶的當前意圖，并基于所述當前狀態和所述當前意圖給所述第一和第二帶動力的關節生成控制信號。

【技術實現步驟摘要】
【國外來華專利技術】
本專利技術涉及帶動力的輔助設備領域，尤其是涉及帶動力的輔助設備和方法。
技術介紹
美國目前約有262，000個脊髓損傷(SCI)的人，大概每年保持12000個新傷、平均受傷年齡為40.2歲。其中，約44% (每年5300例)導致截癱。截癱產生的最主要障礙之一是喪失可動性，特別是在比較年輕的時候受傷。對截癱用戶的調查表明，可動性問題是最普遍的問題之一，可動性希望中主要是行走和站立的能力。除了行動不便，無法站立和行走帶來嚴重的生理作用，包括肌肉萎縮、骨礦物質成分流失、皮膚頻繁破損的問題、尿路感染發病率增加、肌肉痙攣、淋巴管和血管循環受損、消化功能受損、呼吸系統和心血管系統功能減弱。在努力恢復截癱的人的一定程度的腿可動性方面，已經開發出了幾種下肢矯形器。形式最簡單的被動矯形器是長腿支具，其包括在腳踝處提供支撐的雙踝足矯形器(AFO)jAFO與將膝關節鎖在完全伸直的狀態的腿支具耦接。髖部通常是由骨盆前方的韌帶和肌肉組織的張力來穩定。因為幾乎所有的行動能量都是由上半身提供的，這些(被動的)矯形器需要大量的上半身力量并且體力消耗程度高，而提供的行走速度非常慢。髖部導矯形器(HG0)，這是在長腿支具上的變型，包括硬性抵擋髖關節的內收和外展的髖關節以及提高腳趾離地的重心的剛性鞋板，從而使每邁一步，前進的程度較大。長腿矯形器的另一種變型，交替式步態矯形器(RG0)，包括將一條腿的髖部屈曲與另一條腿的髖部伸展鏈接起來的運動約束，通常是通過一個推拉式纜線組件。像戴著其它被動矯形器那樣，用戶向前傾靠住穩定性輔助設備，而去掉擺動腿的重量并利用重力提供站立腿的髖部伸展。由于髖關節的動作是通過交替式機構交替耦接的，所述重力引起的髖部伸展還提供了對側髖部的屈曲(擺動腿)，使得步態的跨步長度增加。RGO的一種變型是包括在左右髖關節之間的基于液壓電路的可變耦接。具有這種變型的實驗表明，經調制的液壓耦接的髖部運動得到改善。為了降低與被動矯形器相關的高程度用力，以前已經研究過使用帶動力的矯形器，其包括啟動器和相關的電源來輔助位移。最近，通過結合三個電動馬達和RGO研發出一種帶動力的矯形器，兩個放在膝蓋關節處，使得在擺動過程中，膝蓋能夠屈伸，而另一個幫助髖部耦接，其實質上輔助站立的髖部伸展和對側的擺動髖部屈曲兩者。相對于沒有帶動力的輔助的行走而言，所示的矯形器是來增加步態速度并減小補償動作。此外提出了控制方法，給戴有帶動力的下肢矯形器HAL的截癱的人提供輔助性操作(坐下到站立、站立到坐 下、行走)，帶動力的下肢矯形器HAL是一種帶有六個電動馬達(即，帶動力的矢狀平面髖關節、膝關節和踝關節)的新興的商業設備。與帶動力的下肢矯形器HAL —樣，另外兩個新興的商業設備包括阿爾戈醫療技術公司(Argo MedicalTechnologies)的帶動力的矯形器ReWalk 和伯克利仿生公司(Berkeley Bionics)的帶動力的矯形器eLEGS 。這兩種設備都是特別為截癱的人研發的。
技術實現思路
本專利技術的實施例關注的是體現為帶動力的下肢矯形器或者外骨骼的行動輔助設備，與已經提到的設備一樣，是用來通過在髖關節和膝關節兩處提供矢狀平面輔助轉矩來給截癱患者提供步態輔助。根據各種實施例的矯形器與現有的矯形器不同，因為事實上它既不包括穿在肩上的一部分，也不包括穿在鞋子下面的一部分。同樣，相對于報道的其它設備的質量，根據各種實施例的矯形器具有顯著較輕的質量。此外，根據各種實施例的矯形器包括新的控制架構，使用戶能夠直觀地、自主地控制(即，沒有按鈕控制或者系統操作員的幫助)與腿部可動性相關的基本行動(即，坐、站立和行走)。提供控制架構，使用戶能夠自主導航這些行動，而不用按鈕或開關或外部操作員的幫助。具體而言，所述根據各種實施例的控制架構，在用戶的上身行動和矯形器的狀態的基礎上，使用戶能夠在坐著、站立和行走之間切換。可以給根據各種實施例的帶動力下肢假肢補充用戶肌肉的功能性電刺激(FES)(即，使用電刺激引起用戶肌肉的收縮)。在其余行動由輔助設備提供的情況下，可以控制FES來提供盡可能多的行動。附圖說明圖1圖示的是使用根據各種實施例的矯形器的用戶；圖2示出了圖1中所示的矯形器的主視 圖3示出了圖1中所示的矯形器的側視圖；圖4示出了圖1中所示的矯形器的軸測圖；圖5A示出了圖1中所示的矯形器的一部分的局部剖視圖；圖5B示出了圖5A的截面B的詳細分解視圖；圖6是根據各種實施例的矯形器的示例性分布式嵌入系統的功能圖；圖7示出了根據本專利技術各種實施例的狀態機；圖8A是在轉換到行走狀態的過程中關節角度是跨步百分比的函數的X-Y圖；圖SB是在行走狀態之間轉換的過程中關節角度是跨步百分比的函數的X-Y圖；圖SC是在轉換到站立狀態的過程中關節角度是跨步百分比的函數的X-Y圖；圖9是示出在行走的過程中的壓力中心的示意圖；圖1OA是示出在從坐著轉換到站立的過程中壓力中心的示意圖；圖1OB是示出在從站立轉換到坐著的過程中壓力中心的示意圖；圖11是示出根據各種實施例的功能性電刺激的示例性布置的示意圖；圖12和圖13示出了從23個右步和23個左步測量到的每個關節的關節角度數據，它們是時間的函數，疊加在同一幅圖上；圖14示出了圖13的數據的為跨步的函數的用電；圖15示出了測試患者的為時間的函數的關節角度(左右髖部、左右膝部)和狀態；圖16A示出了為時間的函數的(步幅稍微不同的)幾個步子的系統狀態；圖16B示出了與圖16A的步子相同的步子的估計CoP (Xe)(實線)和CoP切換閾值(xe)(虛線)；圖16C示出了與圖16A和16B中的步驟相同的步驟的步幅(Xh)的估計值；圖17A、17B和17C分別給出了和第一、第二、第三TUG測試每一個相對應的有限狀態序列；圖18以圖形方式示出了使用各種行走方法的患者的TUG心率和TMWT心率的結果;圖19以圖形方式示出了使用各種行走方法的患者的TUG心率％變化、TMWT心率％變化和博格感覺盡力度。具體實施例方式本專利技術是參考附圖來描述的，其中，貫穿附圖，同樣的參考標號指的是類似的或者等同的要素。這些圖并非是按比例繪出，它們僅用來說明本專利技術。下文參考用于說明的示例應用描述本專利技術的幾個方面。應當理解的是，許多具體細節、關系和方法列舉出來是提供本專利技術的全面理解。但是，相關
內的普通技術人員會容易理解，本專利技術可以在沒有一個或多個具體細節或者其它方法的情況下實踐。在其它示例中，眾所周知的結構或者操作沒有詳細示出，避免使本專利技術模糊。本專利技術不受所圖示的行為或者事件的順序的限制，因為一些行為可以與其它行為或者事件發生的順序不同和/或與之同時發生。此外，并非所有圖示的行為或者事件都要求實施根據本專利技術的方法。1.帶動力的矯形器構造雖然有時是根據給 截癱用戶提供可動性輔助的矯形器來討論各種實施例，但是各種實施例并不局限于這個方面。所述各種實施例同樣適用于其它應用。例如，這些應用可以包括其它非截癱病情用戶的可動性輔助、中風致傷的用戶的復健和可動性輔助和具有使腿部可動性受損的神經肌肉殘疾的用戶(舉例而言，包括人和非人類用戶)的可動性輔助。因此，可以暫時或者永遠將各種實施例應用于任何需要可動性輔助和增強的應用中。此外，雖然將根據下面描述的示例矯形器來籠統地描述各種實施例，但本文檔來自技高網...

【技術保護點】

【技術特征摘要】
【國外來華專利技術】...

【專利技術屬性】
技術研發人員：萊恩·J·法里斯，雨果·A·昆特羅，邁克爾·戈德法布，
申請(專利權)人：范德比爾特大學，
類型：
國別省市：