CN104869969B - 用于辅助人类运动的软式外装护具 - Google Patents

用于辅助人类运动的软式外装护具 Download PDF

Info

Publication number
CN104869969B
CN104869969B CN201380060123.8A CN201380060123A CN104869969B CN 104869969 B CN104869969 B CN 104869969B CN 201380060123 A CN201380060123 A CN 201380060123A CN 104869969 B CN104869969 B CN 104869969B
Authority
CN
China
Prior art keywords
soft exterior
exterior protector
anchoring element
protector
connecting element
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201380060123.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104869969A (zh
Inventor
艾伦·托马斯·阿斯贝克
伊格纳西奥·加利亚纳·布间达
丁烨
罗伯特·约瑟夫·戴尔
埃尔纳·弗雷·拉卢森
布兰登·托马斯·昆利万
卡伊·施密特
戴安娜·瓦格纳
康纳·沃尔什
迈克尔·维纳
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Harvard College
Original Assignee
Harvard College
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Harvard College filed Critical Harvard College
Publication of CN104869969A publication Critical patent/CN104869969A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104869969B publication Critical patent/CN104869969B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H3/00—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A63—SPORTS; GAMES; AMUSEMENTS
    • A63B—APPARATUS FOR PHYSICAL TRAINING, GYMNASTICS, SWIMMING, CLIMBING, OR FENCING; BALL GAMES; TRAINING EQUIPMENT
    • A63B23/00—Exercising apparatus specially adapted for particular parts of the body
    • A63B23/035—Exercising apparatus specially adapted for particular parts of the body for limbs, i.e. upper or lower limbs, e.g. simultaneously
    • A63B23/03508—For a single arm or leg
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A63—SPORTS; GAMES; AMUSEMENTS
    • A63B—APPARATUS FOR PHYSICAL TRAINING, GYMNASTICS, SWIMMING, CLIMBING, OR FENCING; BALL GAMES; TRAINING EQUIPMENT
    • A63B23/00—Exercising apparatus specially adapted for particular parts of the body
    • A63B23/035—Exercising apparatus specially adapted for particular parts of the body for limbs, i.e. upper or lower limbs, e.g. simultaneously
    • A63B23/0355—A single apparatus used for either upper or lower limbs, i.e. with a set of support elements driven either by the upper or the lower limb or limbs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H1/00—Apparatus for passive exercising; Vibrating apparatus ; Chiropractic devices, e.g. body impacting devices, external devices for briefly extending or aligning unbroken bones
    • A61H1/02—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising
    • A61H1/0237—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising for the lower limbs
    • A61H1/024—Knee
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H1/00—Apparatus for passive exercising; Vibrating apparatus ; Chiropractic devices, e.g. body impacting devices, external devices for briefly extending or aligning unbroken bones
    • A61H1/02—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising
    • A61H1/0237—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising for the lower limbs
    • A61H1/0244—Hip
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H1/00—Apparatus for passive exercising; Vibrating apparatus ; Chiropractic devices, e.g. body impacting devices, external devices for briefly extending or aligning unbroken bones
    • A61H1/02—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising
    • A61H1/0237—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising for the lower limbs
    • A61H1/0266—Foot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/12—Driving means
    • A61H2201/1207—Driving means with electric or magnetic drive
    • A61H2201/1215—Rotary drive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/12—Driving means
    • A61H2201/1238—Driving means with hydraulic or pneumatic drive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/12—Driving means
    • A61H2201/1238—Driving means with hydraulic or pneumatic drive
    • A61H2201/1246—Driving means with hydraulic or pneumatic drive by piston-cylinder systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/12—Driving means
    • A61H2201/1253—Driving means driven by a human being, e.g. hand driven
    • A61H2201/1261—Driving means driven by a human being, e.g. hand driven combined with active exercising of the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/14—Special force transmission means, i.e. between the driving means and the interface with the user
    • A61H2201/1481—Special movement conversion means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/14—Special force transmission means, i.e. between the driving means and the interface with the user
    • A61H2201/1481—Special movement conversion means
    • A61H2201/149—Special movement conversion means rotation-linear or vice versa
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1602—Physical interface with patient kind of interface, e.g. head rest, knee support or lumbar support
    • A61H2201/1628—Pelvis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1602—Physical interface with patient kind of interface, e.g. head rest, knee support or lumbar support
    • A61H2201/164—Feet or leg, e.g. pedal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1602—Physical interface with patient kind of interface, e.g. head rest, knee support or lumbar support
    • A61H2201/165—Wearable interfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1602—Physical interface with patient kind of interface, e.g. head rest, knee support or lumbar support
    • A61H2201/165—Wearable interfaces
    • A61H2201/1652—Harness
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1657—Movement of interface, i.e. force application means
    • A61H2201/1664—Movement of interface, i.e. force application means linear
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/16—Physical interface with patient
    • A61H2201/1657—Movement of interface, i.e. force application means
    • A61H2201/1671—Movement of interface, i.e. force application means rotational
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5002—Means for controlling a set of similar massage devices acting in sequence at different locations on a patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5007—Control means thereof computer controlled
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5007—Control means thereof computer controlled
    • A61H2201/501—Control means thereof computer controlled connected to external computer devices or networks
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5061—Force sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5064—Position sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5069—Angle sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5079—Velocity sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5084—Acceleration sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5097—Control means thereof wireless
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2230/00—Measuring physical parameters of the user
    • A61H2230/60—Muscle strain, i.e. measured on the user, e.g. Electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2230/00—Measuring physical parameters of the user
    • A61H2230/60—Muscle strain, i.e. measured on the user, e.g. Electromyography [EMG]
    • A61H2230/605—Muscle strain, i.e. measured on the user, e.g. Electromyography [EMG] used as a control parameter for the apparatus
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B25—HAND TOOLS; PORTABLE POWER-DRIVEN TOOLS; MANIPULATORS
    • B25J—MANIPULATORS; CHAMBERS PROVIDED WITH MANIPULATION DEVICES
    • B25J9/00—Programme-controlled manipulators
    • B25J9/0006—Exoskeletons, i.e. resembling a human figure

Abstract

在至少一个方面，提供了用于在一个或多个关节周围产生力的系统，所述系统包括软式外装护具，所述软式外装护具具有多个锚定元件和设置于所述多个锚定元件之间的至少一个连接元件。所述系统还包括至少一个传感器、至少一个致动器和至少一个控制器；所述传感器用于检测所述至少一个连接元件或多个锚定元件中的至少一个之中的力，并输出与所述力相关的信号；所述致动器被配置为在所述软式外装护具中改变张力；所述控制器被配置为接收由所述至少一个传感器输出的信号，并响应于所接收的信号对所述至少一个致动器进行致动。

Description

用于辅助人类运动的软式外装护具
相关申请的交叉引用
本申请要求以下申请的优先权，并通过引用的方式将其整体并入：2012年9月17日递交的美国临时专利申请号No.61/701,970，标题为“Soft Wearable Motion SensingSuit for Lower Limb Biomechanics Measurements”；2013年5月31日递交的美国临时专利申请号No.61/829,686，标题为“Method and System for Assisted Motion”；以及2013年9月4日递交的美国临时专利申请号No.61/873,433，标题为“Soft Exosuit forAssistance with Human Motion”。
联邦资助研究的声明
本公开的某些方面是在由美军授予的基金号W911QX-12-C-0084的政府资助下作出的，政府对本公开的这些方面享有一定权利。
本公开的某些方面是在由美国国家科学基金会授予的NSF基金号CNS-0932015的政府资助下作出的，政府对本公开的这些方面享有一定权利。
技术领域
本发明的发明构思总体而言针对用于辅助人类运动的方法和系统，更具体而言针对通过向一个或多个移动动作被动和/或主动地添加辅助能量，来为运动提供辅助并减少运动(例如行走)期间的能量耗费的方法和系统。
背景技术
现有技术中的运动辅助系统利用外骨骼，其包括硬质部件(例如连杆(linkage))和接头(例如销接头(pin joint))，所述外骨骼贴附于使用者身体，同时外骨骼关节被设置为具有与相邻关节的自然旋转轴理想地处于同一直线的旋转轴。示例性的现有技术中的外骨骼示于美国公开专利申请号No.2007/0123997和2011/0040216中，两者均属于Herr等人，并且以引用的方式将二者的整体并入本文。此类硬质外骨骼提供了替代已丧失或遭严重损害的人体移动的能力，并因此设计用于提高使用者的稳定性、平衡性和安全性。其它硬质外骨骼起到平台的作用，在临床环境(如在物理治疗临床)中提供物理治疗，或用于辅助健全的使用者更轻松地或在更长的时间内执行任务。
然而，这些硬质外骨骼依靠连杆的硬质框架，通过垫、绑带(straps)或其它接合技术在选定位置处结合至身体。当使用者弯曲或伸展其肢体时，这些硬质连接与肢体平行移动，使得移动增加相当大的惯性，必须由电动机或由使用者加以克服。尽管已经付出了许多努力来减小这些设备的重量和外形，其仍然对使用者的运动造成相当大的限制，特别是对自然动力学和步态运动学增加相当大的阻碍。这种对行走的正常运动学造成的变化正是为何这些外骨骼系统无法减少运动所需代谢功率的一个原因。硬质连接也会造成困难，特别是在运动的极端时，这是因为外骨骼的销接头与人体关节的轴线并非精确匹配，后者通过复杂的三维路径进行移动。这导致了正常移动期间的不重合度高达10cm，使得使用者产生疼痛甚至受伤。一种解决方案包括冗余的被动自由度，以允许外骨骼在穿戴者运动的关键区域发生飘移(travel)和变形，然而，这又进一步增加了系统的重量。
发明内容
本发明的发明构思针对配置用于辅助使用者移动的方法、系统和设备，更具体地说，针对涉及软式外装护具的方法、系统和设备，所述软式外装护具包括多个不可伸长的或半可伸长的元件作为柔性连接元件(例如，织带(webbing)、绑带、绳(cord)、功能纺织品(functional textile)、金属线(wire)、缆线(cable)、复合材料或以上材料的组合等)，上述元件设置于多个锚定点或锚定区域(例如，髂嵴、肩、大腿、脚踝、小腿等)之间，所述软式外装护具还包括一个或多个致动器，上述致动器适于适时地在选定的柔性元件处选择性地产生张力，此时将力传输至特定肢体或身体部位，从而有利于所述特定肢体或身体部分的移动。本文所述的软式外装护具通常是指代并包括利用柔性连接元件向至少一个肢体(例如腿部)或肢体部分(例如足部)提供辅助力的可穿戴设备。在一些方面，软式外装护具利用柔性连接元件向多个肢体(例如，双腿)或一个或多个肢体的多个部分(例如，双足)提供辅助力。在至少一些方面，除了驱动对侧双腿或对侧双臂的一个或多个关节以促进肢体在不同时间向不同方向移动的运动(例如行走)以外，本发明的构思也包括提供同时驱动多于一个的肢体，并且包括例如使双腿的运动相互配合、或使腿和手臂的移动(同侧或对侧)相互配合、使手臂的移动相互配合，或使其它身体移动相互配合，从而开发利用潜在的协同移动。
相比于现有技术的硬质外骨骼而言，软式外装护具更轻，穿戴更舒适，并允许更完整、更自然的关节运动范围，同时仍然能够传递有助于辅助运动的力或扭矩。根据本发明的构思，柔性连接元件可任选地与硬质或半硬质连接元件组合使用，并且不必要使所有连接元件均为柔性。
在本发明构思的至少一些方面，可穿戴软式外装护具包括第一锚定元件和第二锚定元件，所述第一锚定元件被配置为位于穿戴所述可穿戴软式外装护具的人的第一身体部分处或位于所述第一身体部分附近，所述第二锚定元件被配置为位于穿戴所述可穿戴软式外装护具的人的第二身体部分处或位于所述第二身体部分附近。所述软式外装护具还包括：多个连接元件，所述连接元件在所述第一锚定元件和所述第二锚定元件之间延伸，并且所述多个连接元件中的至少一个跨越位于第一锚定元件和第二锚定元件之间的至少一个关节；至少一个致动器；以及至少一个控制器，所述控制器被配置为用于在所述至少一个关节进行移动期间的预定时间，对所述至少一个致动器进行致动，以在所述至少一个关节周围产生有益力矩。
在本发明的概念的至少一些其它方面中，用于在一个或多个关节周围产生力的系统包括软式外装护具，所述软式外装护具包括：多个锚定元件；多个连接元件，所述连接元件被配置在所述多个锚定元件之间；至少一个传感器，所述传感器用于对所述多个连接元件中的至少一个之中或所述多个锚定元件之中的力进行检测，并输出与所述力相关的信号；至少一个致动器，所述致动器被配置为用于改变所述软式外装护具中的张力；以及至少一个控制器，所述控制器被配置为用于接收来自所述至少一个传感器输出的信号，并响应于所接收到的信号对所述至少一个致动器进行致动。
在至少一些方面中，所述软式外装护具连接元件被布置在可穿戴矩阵中，所述可穿戴矩阵限定了多个节点、点或区域，多个连接元件在上述多个节点、点或区域处得以相互连接，并直接或间接地连接到多个锚定点。节点上的力由连接元件的配置(例如，相互连接在节点处的连接元件的数量、相互连接在节点处的连接元件的相对角度等)和沿着各构成连接元件所施加的力而得以部分控制。在运动期间，软式外装护具致动器选择性地在选定的节点和/或锚定点处沿着连接元件施加张力。作为所施加的张力的结果，在一个或多个关节中产生力矩。当这些力矩与由肌肉产生的自然力矩同向时，这些力矩被认为是有益力矩，并辅助运动(和/或吸收功率)，需要较少的来自使用者的能量并减少运动的代谢消耗。
基于连接元件相对于关节旋转轴的位置，来确定由致动器与每个关节处的相关连接元件施加的力矩的大小和方向。力矩的大小可基于张力相对于关节旋转轴的偏移来确定，此类偏移受使用者的自然身体结构(如，肌肉、脂肪等)、服装(例如靴)和中介元件(例如，将锚定点连接至连接元件的锚定元件)影响。在至少一些方面中，软式外装护具被配置为用于通过设置连接元件，以对称地传递至关节的两侧，从而将基本平衡的力施加至关节的每一侧，来有利地降低无益的力矩。通过配置软式外装护具柔性元件尽可能接近地(如果未能覆盖的话)通过关节旋转轴，可进一步减少软式外装护具中的不希望的力矩。软式外装护具中抵抗拉伸的元件能够防止软式外装护具上的点(例如，节点或另一个点)向可能导致该元件伸长的方向移动。将数个此类元件放置在软式外装护具上的点(例如节点)周围可使得该点(例如节点)不受施加其上的多个不同力矢量的影响，从而限制该点相对于身体的移动。
在至少一些方面中，所述软式外装护具包括控制系统，该控制系统被配置为用于监测一个或多个参数(例如，所产生的软式外装护具刚度、关节角度、足跟着地等)、优选多个参数，从而引导由一个或多个致动器向选定的柔性连接元件施加力。对于所辅助的移动、所需要的力的水平、舒适性和/或性能而言如果适当，所施加的力可以间歇地施加。
在至少一些方面中，软式外装护具的刚度、以及软式外装护具因此具有的产生张力变化的能力受许多不同因素影响，所述因素例如但不限于：软式外装护具对使用者的解剖结构的适应程度(例如，节点相对于关节的位置等)、软式外装护具材料、软质外装护具元件配置的刚度(例如，节点和锚定点的位置)、以及使用者身体的刚度(例如，若使用者的肌肉紧张而非松弛，则该使用者的身体刚度较高)。举例来说，所述软式外装护具的刚度可以通过使用跨关节的不可伸长或半可伸长的元件而得以选择性地增强。作为进一步的实例，在至少一个方面中，使用跨关节的不可伸长或半可伸长的元件来增强刚度优选在关节一侧、而非在关节两侧进行，其结果是，当关节处于其最大屈曲点或最大伸展点时，软式外装护具由于身体的配置而呈更为紧张的状态；但在关节并未处于其最大屈曲位置或最大伸展位置的其它配置时呈松弛状态。在其它方面，软式外装护具使用多关节系统得以张紧，所述多关节系统被配置为用于由于多个关节的组合运动而跨多个关节产生张力。护具的预张紧可用于在整个系统中增加所产生的张力，并且可以通过例如以下方式得以实现：使节点和/或锚定点之间(例如，髋部/地面和大腿圆锥部分之间)的软式外装护具连接元件张紧(例如，在使用前和/或在使用过程中被动或主动地改变长度)；或减少节点和/或锚定点之间的连接元件的总长度。
在根据本发明构思的至少一些方面中，所述致动器可以提供位置或力的曲线，其在致动时与软式外装护具和身体位置相结合，在选定的关节周围提供所需的张力、刚度和力矩。控制系统被配置为使用所述致动器以选择性地张紧所述软式外装护具的构成部件、例如节点和连接构件。在一个方面，这一张紧作用用于动态地立即改变跨一个或多个关节的系统的张力。在一个方面，可应用这一张紧作用(例如，自动张紧功能)来调节软式外装护具的性能、舒适性和贴合度，所述调节通过在特定时刻和/或在步态中(例如在行走或跑步时)或姿态中(例如站立)的特定点测量致动器单元的力和位移，以确定最有效的外装护具刚度来进行。
通常，所公开的软式外装护具被配置为用于辅助使用者的运动。这种基于运动的辅助并不限定于如在本文所述实施方式中作为主要特点的行走或跑步。相反，本文所公开的基于运动的辅助广泛涉及任何基于运动的辅助，其可以包括例如辅助任何一个或多个身体部分相对于另一个身体部分的运动，例如包括：仅一个肢体的移动(例如，一臂相对于躯干的移动、一腿相对于髋部的移动、或一足相对于相应的腿的移动)；多个肢体的移动(例如，双臂相对于躯干的移动、双腿相对于髋部的移动、一臂相对于躯干和一腿相对于髋部的移动等)；以及头部和/或躯干的移动。举例来说，软式外装护具的上半身实施方式可以有利地由乘坐轮椅的个人使用，以用于辅助其运动。
在一个实施方式中，软式外装护具可用于辅助带有负载或不带负载而行走的人的运动，此类辅助提供了使用者代谢能量消耗的有益减少，并减少了对跨关节的软组织(例如韧带、肌肉和肌腱)的负荷，从而也减少了受伤风险和/或使得已有伤害或现有病症恶化的风险。这对于携带负载而行走的士兵可以是特别有利的。在其它实施方式中，本文所公开的软式外装护具可用于伤员、残疾人和老人，以增加移动性和/或减轻疲劳(例如，行走、上半身的移动性、转动、绕轴转动等)。
在本发明的概念的至少一些方面，该软式外装护具是被动的，并被配置为在一个或多个关节(例如髋部等)周围产生力而不使用致动器。在该被动式软式外装护具中，软式外装护具包括上部锚定元件和多个下部锚定元件、以及多个至少实质上不可伸长的连接元件，所述连接元件设置在所述上部锚定元件和多个下部锚定元件之间，沿传递力的路径设置，其中所述连接元件被配置为用于向髋部提供可回复的扭矩，使大腿向中立位置偏转。护具与肌肉平行产生作用，以减少身体所需要的伸展扭矩。
除了基于运动的辅助，软式外装护具还可进一步用于运动评估、康复或步态辅助活动和移动训练，例如通过提供阻力而非辅助来进行(例如，用来强化肌肉、为不正确的移动提供负反馈等)或在必要时提供纠正性辅助来辅助训练(如高尔夫挥杆训练、网球训练等)。
更进一步地，软式外装护具可以由健康人用于参与下述活动，该活动需要基于运动的辅助，包括个人活动(如远足、登山、骑自行车、散步、皮划艇、独木舟、滑雪等)或工作活动(例如，建筑工作、垃圾收集、运输装卸、草坪护理、急救人员等)。此外，根据不同的活动，致动器和/或电源的重量和位置、以及电源的类型也可随变化的设计范围而改变。
以下对软式外装护具的这些和其它功能进行更充分的说明。
附图说明
图1描绘了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的第一实例。
图2A-2D描绘了图1的软式外装护具的一部分中的示例性的力矢量。
图3A-3C示出了关于图1的软式外装护具的步态周期的运动学测试数据，在步态周期不同点处的致动下，所述数据以平均值加或减一个标准偏差表示。
图4示出了对于图1(a)的软式外装护具，步态周期内六次不同的致动器开启时间的平均代谢功率。
图5示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于气动系统的软式外装护具控制和电力系统的实例，所述气动系统使用McKibben致动器。
图6A-6B示出了图1的软式外装护具的实例，其分别示出了不具有致动器的软式外装护具连接矩阵和具有致动器的软式外装护具连接矩阵。
图7示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的第二实例的正视图。
图8(左侧)示出相对于步态周期的百分比而言，髋、膝和踝部所产生的力矩，以及(右侧)示出相对于步态周期的百分比而言，髋、膝和踝部所产生的运动范围。
图9A示出了在单步或者一个步态周期中的踝关节、膝关节和髋关节的关节力矩的图。
图9B示出了在大腿至足跟之间延伸的绑带在步态周期内的移动。
图9C示出了在步态周期内，图7的软式外装护具沿身体的路径长度响应于髋部角度改变而产生的变化。
图9D示出了作为长度s1、s2和s3的组合，两个锚定点(在所示的实例中为髋部和足跟)之间的路径长度。
图9E示出了用于表示髋、膝和踝部的力矩的惯例。
图10A-10B是分别示出根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的侧视图，以及根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的透视图。
图11示出根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的侧视图，描述了软式外装护具的主要组件。
图12示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的平面图案布局的实例。
图13示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的腰带。
图14A-14B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的后视图，其上方部分示于图13中。
图15示出了骨盆运动范围的图。
图16示出了根据本发明的软式外装护具(V5)以及各个元件中传递的力的图。
图17A-17B分别示出了覆盖在骨架上的图16的软式外装护具，示出腰带和节点1的定位，以及使得在大腿支具中产生旋转力的水平错位的实例。
图18示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的大腿支具的定位。
图19示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V5)的小腿绑带的角度。
图20A-20B分别示出了根据本发明构思的至少一些方面，沿软式外装护具的大腿支具的力、以及可对连接元件离开大腿支具的(1)位置和(2)角度进行的调整。
图21根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的下方部分的T连接。
图22示出了根据本发明构思的至少一些方面，将靴连接至软式外装护具的小腿绑带的附连构件(T型接头)的后视图。
图23A-23B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，小腿绑带与膝关节的轴的对齐情况。
图24A-24B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，步态周期内的功率要求的图。
图25A-25C示出了作用在图19的软式外装护具中，小腿绑带中的力。
图26A-26C示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具鞋具附连件的一个实施方式。
图26D示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具鞋具附连件的一个实施方式的各个视图。
图26E-26G示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具鞋具附连件的其它实施方式的多个方面。
图27示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具鞋具附连件的一个实施方式的详细视图。
图28A-28B示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具鞋具附连件的一个实施方式的详细视图，分别从侧面和底部示出靴上的传力路径。
图29示出了致动系统的一个实施方式的实例，示出了用于根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的传动箱和滑轮模块。
图30示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具致动系统的一个实施方式的实例的框图。
图31示出了对于根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具，感应元件的连接的框图。
图32示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的模拟和数字I/O的框图。
图33示出了对于根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具，电动机控制组件的框图。
图34示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，软式外装护具在步态周期的一部分期间的受控致动。
图35示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，在步态周期期间输入至电动机的近似功率。
图36示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，缆线位移相对于时间的函数的图的实例。
图37示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于软式外装护具致动器附连件的Bowden缆线末端装配情况。
图38示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，滑轮模型的负载传感器排列以及输入至输出的力的理论值的图。
图39示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，用于缆线张紧的并联和串联排列的实例；以及根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，用于测量缆线张力的偏转惰轮(deflecting idler pulley)。
图40示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，使用者的鞋具踝关节处的串联负载传感器位置。
图41A-41B分别示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的实例，其中可以选择性地向髋关节的两侧(前/后)或向踝部施加力。
图42A-42G分别示出了根据本发明构思的至少一些方面，致动器的一个实例的组件和系统的实例。
图43A-43B分别示出了对于根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具，定时滑轮配置的实例；以及在根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具中，用于织带的惰轮配置的实例。
图44A-44C分别示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V3.2)的前视图、后视图和侧视图。
图45A-45D分别示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V4)的前视图、后视图和侧视图。
图46A-46B示出了根据本发明构思的至少一些方面，由使用者穿戴的软式外装护具的实例的前视图和后视图。
图47给出了显示根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的初始实施方式的演变的统计学比较。
图48示出的柱状图描述了随着发明人开发并改进技术，根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具由软式外装护具(V1)至软式外装护具(V3)的重量减轻。
图49示出了根据本发明构思的至少一些方面，图46A-46B中示出的软式外装护具的运动学结果。
图50示出了根据本发明构思的至少一些方面，图46A-46B中示出的软式外装护具的踝部致动性能的力-时间曲线。
图51示出了根据本发明构思的至少一些方面，利用图46A-46B中示出的软式外装护具的不同受试者的代谢结果。
图52A-52B分别示出了生物代谢功率饼图和护具代谢受益饼图。
图53示出了根据本发明构思的至少一些方面，不同版本的软式外装护具(V3-V7)之间的软式外装护具刚度的演化。
图54A-54E示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具(V7)的多个方面。
图55A-55B示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的多个方面。
图56A-56B示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的腰带的多个方面。
图57示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的另一腰带(V5)的多个方面。
图58示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的又一腰带(V5)的多个方面。
图59示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的又一腰带(V7.1)的多个方面。
图60示出了图59的腰带(V7.1)的多个方面。
图61示出了图59的腰带(V7.1)的其它方面。
图62示出了配置为对多个关节进行致动的、根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具。
图63A-63B示出了配置为对多个关节进行致动的、根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具。
图64A-64B示出了根据本发明构思的至少一些方面，配置为对多个关节进行致动的软式外装护具的多滑轮。
图65示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的大腿支具的后视图。
图66示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的Bowden缆线末端点。
图67A-67D示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于软式外装护具的致动器的多个方面。
图68示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于软式外装护具的控制方案的多个方面。
图69示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于软式外装护具的控制方案的多个方面。
图70示出了根据本发明构思的至少一些方面，用于软式外装护具的控制方案的多个方面。
图71A-71H示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的实施方式的多个方面。
图72示出了根据本发明构思的至少一些方面，(a)辅助髋部屈曲的被动髋部系统的正视图和后视图，以及(b)在前部添加了弹性材料的同一系统的正视图和后视图。
图73示出了根据本发明构思的至少一些方面，(a)支撑臀部伸展的被动髋部系统的正视图和后视图，以及(b)同时支撑髋部屈曲和髋部伸展的服装(garment)的正视图和后视图。
图74示出了位于根据本发明构思的至少一些方面的护具前部的紧固系统，所述系统具有弹性元件，其中下图为所述护具沿上图中虚线的横截面。
图75示出了水平行走时髋关节的扭矩。
图76示出了在地面上水平行走时的曲线、电动机位置和脚踏开关信号。
图77示出了在步态周期内，与缆线位置相关的软式外装护具的致动时机以及相应的护具力的图。
图78示出了在步态周期内，与缆线位置相关的软式外装护具的致动时机以及相应的护具力的另一图。
图79示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具组件实例(此处为鞋具附属元件)，其包括一个触觉致动器，以提供使用者反馈。
图80示出了根据本发明的构思的至少一些方面的软式外装护具组件实例。
具体实施方式
本发明针对可与致动器系统结合使用，从而向诸如行走、跑步、加速、减速等自然运动提供有效辅助的软式外装护具系统。
与现有技术的硬质外骨骼相对，根据本发明构思的软式外装护具利用柔性材料和致动器，从而专门处理与外骨骼设备相关的人为因素挑战，并且不具有负重的外骨骼而是依赖于使用者的生物骨骼，从而辅助施力和负荷转移。
与具有硬质组件的传统外骨骼相比，软式外装护具大大降低了机械阻抗和运动学限制，并且不会显著约束或限制使用者的自由度。用这样的系统，就可以加入受控的能量脉冲(例如，在步态周期的关键部分)，而非直接控制肢体位置，从而向运动提供辅助并降低移动(例如，行走/载重)的代谢消耗而不会显著约束移动。
最初的设计参数利用50th百分位的男性的数据，遵循软式外装护具必须能够模拟正常行走的力和运动范围这一规范。为了将扭矩和旋转运动转变为在图1-6B中描述的软式外装护具10中使用的McKibben气动致动器15的线性值(已知在致动期间收缩25％)，对每个关节均获取了人体测量值以估算力矩臂和总所需行程。通过估算相对于关节中心的位置，估算了力矩臂，并获知了运动范围，从而确定了所需要的力和位移。根据这些初始参数，开发了设备规格，并示于下表I，其示出了50％的男性(体重79kg，身高1.75m)的正常行走期间的范围、力矩和力量。
表1
*在行走期间最大膝部伸展小于零(直腿)
在图1-6B中描述的软式外装护具10的实施方式中，选择用于辅助运动的致动器为McKibben气动致动器15。由于将压缩空气泵入所述气动致动器15，其径向扩张并缩短长度，从而提供致动。所施加的力可以通过改变压力输入进行调节。行程长度基于致动器的长度确定。将具有有效长度(不包括末端硬件，如配件和钢制环)为200mm的气动致动器15作为原型，并在Instron 5544负载框架系统上记录1-5bar(14.7至73.5psi)输入压力下的力-位移数据。对于这一原型，将4bar(58.8psi)选择为操作压力，以提供实质的致动力，且提供额外的安全措施，使得所提供的力比5bar的设计压力低40％。如图5所示，通过内联电磁阀18对来自压力源16、经调节器17至气动致动器15的空气流进行控制，并且用3/8 inch OD(1/4ID)的管路将空气从压缩机送至系统，并由分别具有1/4 inch OD(1/8 ID)管路的通向致动器的阀门分配至每一致动器。
为了充分辅助动态运动、例如辅助步态，必须考虑各气动致动器15的膨胀和收缩时间，这是由于致动器并不能立刻充气和放气。因此，必须对移动期间的精确施力点(例如，在步态周期内的多少百分比处)加以理解和限定，以确保在膨胀期间适当地将力施加至关节，并确保收缩发生得足够快，从而不限制关节运动。作为一个实例，在对图1的软式外装护具10所利用的McKibben气动致动器15的动态性能的评价中，记录了在4bar下膨胀和收缩期间的力与时间的关系，并且确定力-时间曲线通常为S形；其中，对于膨胀而言，当施加压力0.316秒后获得90％的最大力(235N)；对于放气而言，力在0.098秒内从最大力下降至最大力的10％。使用该气动致动器15时，表1中列出的上述力和功率要求可以通过为每个自由度选择适当数量的致动器而得以满足。例如，可在平行于每个踝关节处配置4个致动器，用于辅助踝部跖屈。
在4.0bar(表压)时测试气动致动器15的耗气量被确定为每个致动器消耗空气0.60克(0.021mol)。
为了开发主要为软式组件的软式外装护具(例如，10，图1)，本发明人着手开发了使用张力将载荷施加给使用者的方法，所述张力使得选定的肌肉在选定的时间加强，依赖于使用者的骨骼结构，从而产生任何在系统中所需的压缩、弯曲或剪切负载。初始人为因素的设计规格为提供具有以下特点的软式外装护具：(1)轻量，增加最小的惯性，所述惯性可能潜在地破坏正常步态动力学；(2)非限制性，以免扰乱所有人体平面中的任何自然关节运动；以及(3)舒适。
为了将扭矩施加到第一位置(例如关节处)，致动器(例如在图1-6B的实例中的气动致动器15)必须向使用者身体的一个或多个其它部分施加反作用力。如上述表1所示，移动期间施加于关节的力可以相当高(例如对于踝部跖屈25°而言为1867N)。因此，尽管可使用紧带或皮肤粘合剂来保持可穿戴设备的位置，然而紧带或皮肤粘合剂均非保持可穿戴设备(其用于施加使肢体致动所需的力)的位置的期望手段。相反，目前优选的是紧带或皮肤粘合剂仅用于支持小负载、例如各组件的重量，而非施加肢体致动力。此外，平行于皮肤的力会造成打滑、摩擦、不舒服，并呈现高可能性的变形和/或滑动，这将使得致动失效。
在软式外装护具10的情况下(例如图1)，确定的是反作用力可以有利地指向已知易于支持负载的锚定点12，例如但不限于肩膀、髋部的髂嵴、以及足部的跖侧面。这些锚定点的特征在于皮肤表面附近的大的骨标志，并能承受所施加的正常或接近正常的巨大反作用力(例如在髋部，髂嵴区域的顶部向下的负载优选沿髋部一侧以剪切负载的力)。发明人进一步观察到，在关节运动期间，在皮肤表面上的一些路径的长度相对于彼此发生实质的变化(高应变路径)，而皮肤表面上的其它路径表现出小的相对运动(低应变路径或者非伸展性线)。
重新回到通过软式外装护具在髋关节、膝关节和/或踝关节中的一个或多个周围施加力矩的一个设计目标，发明人确定应将来自期望致动作用的反作用力沿非伸展性线重定向至一个或多个锚定点，所述重定向经由来自所期望的致动点的连接器矩阵进行，与其它连接器形成三角形，以保持正常运动范围内的稳定性，同时将力重定向为终止于一个或多个锚定点处(参见例如图1)。软式外装护具的这种配置强有力地限制了所期望的致动点，使得运动范围的变形和影响最小化，并将反作用力传送至使用者身体更适合于接收这种力的部分。与这些构思相一致，对于髋部屈曲和伸展、膝部屈曲、踝部背屈和跖屈，软式外装护具(例如图1的10)有利地利用沿非伸展性线选择的、形成三角路径的连接元件20。在图1的实例中，经由中间节点30和连接元件20，软式外装护具10将气动致动器15的远端连接至踝部，并将气动致动器15的近端连接至髋部和/或肩部，从而使力尽可能地分散，并且使所述力至少基本上垂直于皮肤。
为了说明上述构思，图2A-2D示出了涉及膝关节致动的力的实例。图2A示出了左膝关节相对两侧上的第一节点N1和第二节点N2。这两个节点之间施加的张力能够在伸展中致动(或辅助致动)膝部。根据本发明的构思，期望节点N1和N2相对其下方肢体而言不发生相对移动，因而以足够的刚度硬性地进行约束或锚定以抵抗显著的力(例如参见上述表1)。从图2B的正视图观察节点N1可以看出，为了保持稳定，需要在脚踝处沿着对侧路径额外连接至锚定点。为了保持平衡并避免锚定错位，F1必须保持在F2-1和F2-2的连接件之间的角度之内。类似分析也适用于气动致动器近端处的锚定点，所述致动器将反作用力传递至腰带和/或肩部束带(harness)(如果设置的话)的近端，使得力沿髋部的髂嵴分散(和/或分散至肩部)。
图6A-6B中示出了图1的软式外装护具10。在构建中，将包括三角线索连接(Quik-Links)的节点30缝入连接元件20的矩阵中，所述连接元件20由尼龙捆扎材料形成，将所述节点附着至一个或多个锚定点12和/或其它节点。如有必要，在连接带的部分之间使用登山扣(carabiners)、挤压脱出式带扣和椭圆Quick-Links以促进软式外装护具的穿戴和脱卸。选择所需的致动器数量和长度，从而对于用于步态辅助的具有髋、膝、踝关节致动器的软式外装护具而言，实现相关自由度所需的力量和范围。为此目的，图6B中的软式外装护具10具有通过非硬质连接元件20(包括织带)的网络连接至节点30和锚定点12的十二个McKibben气动致动器15，从而对非延伸性线施加影响。
在图3A-6B所示的原型软式外装护具10中，将气动阀18和控制器20安置在背式组装件中。将来自控制器20的信号输出至继电器板23，其转而控制对气动致动器15进行操作的电磁阀18。向控制器20的输入包括调整箱21和脚踏开关22。调整箱21安装在手腕上，使得使用者可实时联机调整发动延迟和致动持续时间。足跟着地(heel strike)通过装备有脚踏开关的内底(B&L Engineering)得以感测，将信号发送至Arduino Mega 2560微控制器(http://arduino.cc/en/)。在感测到足跟着地时，控制器20被配置为用于启动时序，在三个自由度上驱动肢体。每个自由度具有可编程的开启时间(足跟着地后的致动器开启时间)和致动持续时间。对于双足均感测足跟着地，并独立地用于启动延迟和致动。时序对双腿而言相同以保持对称，但若期望的话也可以独立地调节，以考虑任何使用者的步态不对称性。虽然在测试过程中，可经由中央压缩空气(市售空气)或本地压缩机供给压缩空气用于静止/跑步机测试，然而软式外装护具10也可替代地利用由一个或多个306bar(4500psi)的背式压缩空气罐供给的压缩空气。
图6B的软式外装护具10在连接至压缩机时具有7144克的总质量，而使用单独的使用者负载型压缩空气罐时则为9121克。软式外装护具10本身所具有的质量仅为3500克(上衣、裤子、鞋、致动器、支持绑带)，尽量减少已知对代谢消耗具有更高影响的远端质量。阀门盒和电池的质量为3280克，并且包括调整箱21在内的控制模块为364克。软式外装护具10每个步态周期消耗空气0.166mol(4.8克)，假设为1Hz的步频时，每分钟将消耗9.94mol。根据这些假设，64in3、4500psi的压缩空气罐含有41.3mol(415克)空气，且将持续4.15分钟的恒定行走。
使用图6B的软式外装护具10进行的试验性研究对软式外装护具10使用气动致动器15在蹬离(push off)期间增强踝关节扭矩，从而辅助步态的性能进行了检验。将图6B的软式外装护具10中所有其它致动器的致动时间调整为0毫秒，使它们不产生力。在WyssInstitute’s Motion Capture Laboratory收集运动学和代谢数据以量化软式外装护具功效，并通过改变步态周期内致动器的开启时间来对外腓肠肌致动器的接合时机对关节运动学和代谢功率的影响进行研究。对6个致动器开启时间进行了研究，所述研究以10％的增量从步态周期的10％变化到步态周期的60％。作为对照，也以处于完全被动的无动力模式的软式外装护具10、以及受试者未穿戴所述软式外装护具的情况对关节运动学和代谢功率进行了研究。同侧腿的足跟着地被定义为步态周期的0％。
使用具有8个红外摄像机的运动分析系统(Oxford Metrics，Oxford，UK)来获取一名健康男性受试者(42岁，65kg，身高1.73m)的运动学。参与者沿10米平坦的路上以1.5m/s行走。排除行走速度偏离1.5m/s±5％的试验，直至获得三次可接受的步态试验。以120Hz的取样速率收集运动捕捉数据。基于改进的Cleveland Clinic标记物模组，将总共44个标记物附着在参与者身上。将下半身标记物放置在以下解剖标志处：双侧髂前上棘、双侧髂嵴顶端、L5骶骨界面背侧、股骨髁外侧和内侧、内外侧踝尖、跟骨结节以及第一和第五跖趾关节上侧。将三元组的标记簇放置于股骨和胫骨处。将上半身标记物放置在前额、左右太阳穴、第七颈椎、胸骨、肩峰突的前端末梢、肱骨外上髁、以及桡骨和尺骨茎突之间的中点处。
使用OpenSim 3.0进行逆运动学分析。基于14次拟人测量，将OpenSim 23自由度的头部、躯干和下肢模型缩放至受试者。缩放通用模型后，基于三维标记物轨迹计算解剖关节角度。计算了相对于步态周期的踝关节、膝关节和髋关节角度的平均值和标准偏差。如图3A-3B所示，矢状面髋关节和膝关节角度在无软式外装护具10、被动式软式外装护具(无致动)以及致动的软式外装护具条件下彼此之间保持类似。对于所有试验条件，髋关节具有典型的矢状面行为：在足跟着地时具有初始屈曲，在整个站立期伸展，并在摆动期内发生屈曲(图3A)。被动和致动测试例二者的矢状面膝关节角度也具有典型模式：膝部从足跟着地起具有初始屈曲，在整个负载响应内屈曲，由站立中期至足跟抬起时伸展，从足跟抬起至足尖离地时屈曲，并最终在摆动期内伸展(图3B)。然而，矢状面踝关节的运动学受到致动的软式外装护具10影响(图3C)。由于在站立期内经由Mckibben气动致动器15向踝关节提供了额外的关节扭矩，导致负载响应期间踝部更加背屈，并且在站立末期结束至摆动初期期间更加跖屈。使致动器在步态周期的10％和60％时开启的条件使得踝关节运动学发生最大变化，达到比不穿戴软式外装护具10时基线行走偏差约15°。与此相反，当步态周期30％时外腓肠肌致动器开启时，矢状面踝关节运动学与不穿戴软式外装护具10时的基线行走保持相似，并且与穿戴不具致动作用的被动式护具时的矢状面踝关节运动学也类似(图3C)。
根据上述测试，在以下8个测试条件下对受试者的代谢功率进行测量：1)静止站立；2)未穿着软式外装护具10时行走；3)穿着无动力(被动式)软式外装护具时行走；以及4-8)在穿着软式外装护具、且致动器开启时间为10％～60％(增量10％)的情况下行走。对于每一测试，同一受试者以1.5m/s在水平跑步机上行走8～10min。使用了Cosmed K4b2心肺运动试验设备(COSMED USA，Concord，CA)来测定测试过程中的肺部气体交换(VO2、VCO2)。计算4min稳定状态的时间间隔内的平均代谢功率(W)，并根据呼吸间的变化情况(inter-breathvariability)计算代谢功率的标准偏差。
如图4所示，在有动力的软式外装护具10的条件下，在步态周期30％处开启外腓肠肌致动器时，平均代谢动力得以最小化。在这一致动器开启时机，行走时的平均代谢功率(±一个标准偏差)为386.7±4.4W，几乎与完全未穿戴软式外装护具行走时的平均功率(381.8±6.0W)相同，且实质上小于穿戴被动式无动力软式外装护具行走时的情况(430.6±8.6W)。当将有动力并优化调整的软式外装护具与被动式无动力的软式外装护具相比时，平均代谢功率存在43.9W或10.2％的降低。当气动致动器在步态周期的20％激活时，产生了最高平均代谢功率(438.8±3.4W)。
已经确定的是，通过适当调整致动器开启时间，软式外装护具10协同性地(且舒适地)增强使用者的运动学，同时使代谢功率最小化。进一步确定了不当提供动力的关节力矩辅助会不利地改变步态运动学，并且不利地增加代谢功率。本文公开的软式屈从式外装护具系统能够利用使用者的基本骨骼结构作为结构支撑，同时通过张力促进被动的运动辅助，并通过使用致动器系统促进主动的运动辅助，所述致动器系统可在使用被动运动所产生的力之上产生额外的力。
与传统的硬质机器人外骨骼相比，以上公开以及本文公开的根据本构思的软式外装护具提供了许多优点。目前公开的软式外装护具可容易地由柔性材料构成，例如但不限于：织物、绳、金属线、缆线、网、功能性纺织品和绑带。根据本发明的至少一些实施方式，使用柔性材料形成连接元件，所述连接元件在张力下实质上无弹性(例如从而提供在张力下的刚度)、具有弹性(例如吸收能量并向使用者送回能量)和/或无弹性和具有弹性的柔性材料的组合。由柔性材料形成的连接元件比传统的外骨骼硬质元件实质上更轻，并且需要更少的能量进行携带和移动(例如低的惯性影响)。此外，这些柔性连接元件足够贴合，以适应使用者的自然运动和运动学，并避免通常与基于硬质外骨架的系统有关的关节不重合问题。
锚定点12或支持特征包括但不限于：由相对薄层皮肤所覆盖的骨突出部分，其可以提供低的位移，并且当将软式外装护具压抵皮肤时具有最小的屈从度(compliance)(例如髋骨髂嵴、肩等)。如上述所提到的，使用连接元件20(例如柔性绑带或织带)来将力(例如通过相关联的锚定元件)传递至选定的节点30和/或锚定点12。可通过直接路径和/或间接路径将连接元件20对准至锚定点12或(例如通过致动器)可施加张力的点(例如节点30)，来实现较高水平的软式外装护具刚度。例如，根据本发明的一些实施方式，连接元件可以与由软式外装护具产生的张力所造成的力矢量对齐。或者，可将连接元件20和/或节点30以一定角度和位置进行排列，以允许将由软式外装护具10中引入的张力所产生的力矢量施加至未与所述张力对齐的关节。
图7示出的根据本构思的至少某些方面的软式外装护具100的实施方式。如上所讨论的，将软式外装护具100配置为使用一个或多个连接元件(例如102-105、107)将力矩施加至一个或多个关节(例如图7中所示的髋关节和踝关节)。这些连接元件可跨关节预先张紧，使得张力对关节施加辅助力矩。根据至少一些实施方式，使用者可以有选择地增加或减少软式外装护具中的预张力。由使用者选择性地调整预张紧这一特征可包括一个或多个独立通道(例如整个护具和/或用于左/右和/或前/后的独立控制)，所述功能通过机械或电-机械张紧装置加以控制，所述装置设置为调节沿所述通道的张力(例如通过调节一个或多个连接元件的功能性长度来实现)。预张紧也可任选地由软式外装护具控制器来调整和/或优化，其在有或没有使用者输入的情况下进行，所述使用者输入向控制器提供反馈，从而实现可接受的预张力舒适度。在另外的方面，使用者可有利地通过调整一个或多个连接元件或锚定元件的长度，来对一个或多个连接元件或锚定元件中的张力进行调节(例如通过穿过带扣的织带环，并使用Velcro附连区域进行所述调整)。
图7示出了软式外装护具100，其包括腰带110、节点115、大腿支具120以及连接腰带和大腿支具的连接元件102、103。腰带110作为支撑构件环绕腰部并接合髂嵴。在腰带110之外，或替代于腰带110，也可使用一个或多个附加支撑元件(例如肩部绑带(未示出))。通过在腰部的窄处使腰带110紧密贴附于身体，自然身体特征协助将腰带维持在适当位置。大腿支具120在大腿上提供支撑点或节点来引导并对齐髋关节上方沿大腿设置的连接元件102、103，并且由于大腿的锥形形状，可将大腿用作抵抗施加至大腿支具的向上张力的支撑点。腰带110和大腿支具120之间的张紧作用使得产生比单独的腰带110所实现的更高的初始张力。
图8(左侧)示出随步态周期的百分比而产生的髋、膝和踝部力矩，并且(右侧)示出相对于步态周期的百分比所产生的髋、膝和踝部的运动范围。可在行走期间张紧连接元件102、103，使得连接元件102、103中的张力在髋部伸展时施加力矩，促使髋关节产生屈曲。在步态周期的即将蹬离之前的部分(30-50％)内，髋部吸收力量。在此期间，软式外装护具可通过抵抗髋部伸展来协助能量的吸收。紧接着，在步态周期的50％-70％期间，髋部提供正功率。软式外装护具也可通过向髋部施加互补力矩，从而有助于该功率的产生。进一步而言，连接元件102、103可连接(例如经由大腿支具120间接连接或直接连接)至小腿连接元件107，其向下伸展至膝部周围，并在小腿下方的腿部背侧相接。
如图10A所示，例如在腿部背侧，小腿连接元件107在至少一些实施方式中被连接至足跟附连件或直接(例如在使用者鞋具内部，位于袜子或衬里与使用者鞋具之间)或间接(通过鞋具)地与足部接合的锚定元件(例如抵抗向上张力的锚定点)。连接元件107也可以直接或间接地(例如通过中介的锚定元件)附连至位于鞋具(例如靴)外侧的点。因此，在本发明构思的一些方面，软式外装护具终止于使用者的足部，其中下侧(较低的)锚定点包含与使用者的足部或使用者的鞋具相接合的锚定部件。
在每个将软式外装护具锚定至使用者的足部附近的上述配置中，连接元件被固定并张紧以提升软式外装护具的刚度，并在足跟处有效地施加力，以产生跖屈所需的力矩(或辅助跖屈，可能基于个案而有所改变)。
在将来自连接元件107的力施加至使用者的足部或鞋具的实施方式中，可在跟骨(足跟)处经由例如包裹足跟的织物，通过固定于使用者足部下方或固定于足部的内底插入件施加所述力，或者经由袜状织带结构施加所述力。可将所述力施加至足跟本身(或鞋具的足跟部分)以辅助背屈，或者可经由连接元件、织物、织带或类似物(例如适合于该应用的金属线、缆线、齿轮、齿轮组、杆件等)从足跟重定向至足部上表面(或鞋具上侧部分)，以在其上施加向下的力，从而辅助跖屈。
内底插入件例如可包含硬质或半硬质元件，通过足跟连接元件使力施加于所述硬质或半硬质元件背侧。随后可将来自连接元件102-105的张力施加至小腿连接元件107，直至附连至内底插入件的足跟连接元件(或可替代地，直至鞋具的跟部或后部、或直至设置于包裹足部的袜状结构或织带结构的跟部或后部)。足跟连接元件可在足跟下方沿足底延伸，并与一个或多个包围足部上表面的连接元件相连接，使得施加至足跟连接元件的张力使踝关节发生跖屈(例如足部蹬离运动)。
根据本发明的一些实施方式，软式外装护具被构造、设计和优化用于特定生物力学活动(例如行走等)。当身体执行正常的无辅助运动(如行走)时，肌肉组织消耗代谢能量来移动身体的骨骼，使重量从一足转移至另一足，并提供能量用于向前推进和抵抗重力作用。肌肉向特定的关节组施加力矩，使其以定时和协调的方式延伸并弯曲从而迈出每一步，如图9A所示，对于踝关节、膝关节和髋关节，关节力矩(Nm/kg)表示为步态百分比的函数。根据本发明的一些实施方式，可将软式外装护具配置为在关节处施加力矩或扭矩，从而辅助或抑制身体涉及该关节的移动。该力矩是有益的并辅助运动、还是有害的并阻止运动可以是进行运动的时机和外装护具连接元件配置的函数。运动通常包括关节周围的身体部分的往复式移动，并且在特定方向上、在适当时机施加外部力矩可以补充由肌肉施加的力来辅助运动。当关节处于相反方向时施加的相同力矩可阻碍肌肉产生的力并呈现运动阻力。
软式外装护具的连接构件通过自然的身体结构从关节旋转中心自然偏移(例如更大直径的腿部使得软式外装护具偏移得更远离旋转中心)。在本发明构思的至少一些方面，该偏移可通过使用被动式元件、如垫片(例如织物、泡沫元件、垫等)或主动式元件、如致动器来增加软式外装护具和穿着者的身体间的距离，或者在此类主动式元件的情况下得以动态地增加软式外装护具与穿戴者的身体之间的距离。另外，随着关节相对于另一关节移动，一个或多个软式外装护具连接构件的作用线可相对于关节发生变化，从而在沿该连接构件施加力时改变力矩。更进一步地，可使得节点和/或锚定元件在操纵软式外装护具期间响应于施加的力而发生移动，这也可改变一个或多个软式外装护具连接构件的作用线。在关节移动期间改变软式外装护具连接构件的作用线的实例示于图9B中，其示出了在大腿支具120和鞋具连接元件130之间延伸的连接构件107(也可参见图7-图8)，所述连接构件可随着腿部在步态周期30-70％内移动而相对于膝部旋转轴“A”改变位置。连接构件107位置的相对变化改变了软式外装护具在这些移动阶段可施加至或跨越膝关节的力矩。因此，当在步态周期的30-70％内将张力施加至所述连接构件107时，连接构件107在步态周期的30-40％内提供了伸展膝盖的小力矩，在步态周期的50％几乎不在膝部提供力矩，并且在步态周期的60-70％内提供较大的力矩。
在本发明构思的至少一些方面，小腿连接元件107被设置为相对于彼此而言略微不对称地设置，并且侧向(外侧)小腿连接元件107(参见例如图9B)被设置为略微处于膝部转动轴A的后方，且内侧小腿连接元件107被设置为略微处于侧向(外侧)小腿连接元件前方或略微处于膝部转动轴的前方。这一配置有利于对张力进行导向使其在所有时刻均精确地通过膝部转动中心。动态地，在步态初期，内侧小腿连接元件107略微处于膝关节转动中心的前方，并且后一小腿连接元件107通过膝部转动中心或稍微位于其后方，并且，在步态的后期阶段，这降低了膝部周围的有效力矩臂(和力矩)。
图9C示出了在整个行走周期的不同部分内移动的人。还示出了整个行走周期内的髋关节角的图。在这一实例中可以看出，在行走周期的0％和100％处髋关节角最大，并且在行走周期的50％处最小。由于髋关节角的变化和身体的结构，腰带110与大腿支具120的顶部之间的路径长度S随着身体在整个行走周期内移动而改变。因此，软式外装护具在移动期间的张紧程度有所不同。如果对应于路径长度S设置连接元件，该连接元件将在移动到某些点处拉紧(例如步态周期的50％处)，并将在运动的另一点处变得松弛(例如步态周期的0％处)。当然连接元件的这一天然(非致动)状态的程度受到例如预张紧和材料选择的影响。
类似地，图9D示出了延伸跨越多个关节、且经由腰带100(或等同的腰部定位连接构件)锚定至髋关节、并经由鞋具连接元件130锚定至足跟的软式外装护具的实例。如本文所定义，鞋具连接元件130包括任何附连至所穿鞋具外侧(例如图21-22、图26A-26C)、附连至使用者的足部(例如图26D)、和/或设置于所穿鞋具内部(例如图26E-26F)的连接元件。在这一实例中，软式外装护具100的结构包括第一连接件元件104，其具有位于腰带110和大腿支具120之间的长度(路径S1)，所述大腿支具本身显示具有长度S2。具有长度(路径S3)的第二连接元件107被附连至大腿支具120的底部，沿外侧腓肠肌行进，并连接至鞋具连接元件130。第一连接元件104(S1)将在移动过程中随髋关节角的变化而改变。大腿支具120的长度(S2)通常是固定的，这是因为它在不跨越任何关节的身体部分上延伸。第二连接元件107的长度(S3)将基于膝关节角和踝关节角之间的相对变化而改变。作为一个整体，这两个锚定点(髋部和足跟)之间的距离为长度S1、S2和S3的组合，并且软式外装护具的选择性张紧作用期望地考虑到多个关节的组合效应。
根据本发明，通过理解力矩施加至该关节组的时机，可将软式外装护具配置为以定时且协调的方式向所述关节组的部分或全部施加力矩，从而向具有降低的肌肉功能的人补足由天然肌肉运动产生的力矩，并使身体以同样的速率移动，同时花费更少的代谢能量或恢复移动性。可以按被动或主动的方式来产生这些力矩。在被动式配置中，自然运动可在支持特征之间的软式外装护具和所述软式外装护具的连接元件中产生张力，从而在运动周期的特定时刻在特定关节处产生力矩。在主动式结构中，可将一个或多个以任何方式产生动力的致动器用于在软式外装护具内产生张力，所述张力在运动周期的特定时刻在特定关节处产生力矩。根据本发明的一些实施方式，可将软式外装护具配置为主动及被动地在身体上产生力，从而补足由肌肉组织产生的力，以使身体与无辅助地执行给定运动相比，能在进行该运动时做更少的功，并降低代谢消耗。这可通过使用下述软式外装护具而实现，该软式外装护具能使用自然身体移动而被动产生张力，且与主动向软式外装护具施加张力的一个或多个致动器以协调的方式进行组合。
在本发明构思的至少某些方面，将软式外装护具配置为从使用者的运动吸收能量，所述吸收以与使用者的肌肉从使用者的运动吸收能量相类似的方式进行。例如在行走周期的不同时刻，肌肉吸收力量，例如从而当躯干受重力影响向前下落时阻止躯干运动，或在准备站立时减缓腿部运动。为了在这些以及其它时刻吸收力量，肌肉会异常地收缩，在施加力的同时于所施加的外部力的作用下延伸。为了减少肌肉在这些情况下(或在肌肉等长收缩时，力量由肌肉/肌腱吸收的情况下)必须施加的力的量和/或减少软组织损伤的概率，所述软式外装护具可在任何时刻平行地施加力以激活肌肉，从而由躯体吸收力量，否则可能证明存在潜在危害或仅有最小的益处。这一吸收的力量可随后经由能量存储装置(例如弹簧系统、回弹部件等)收集，并在随后的一些时间点及时送回至躯体(例如在步态周期中的后续时间点)。举例来说，所吸收的力量可以通过对弹簧进行压缩来收集，而后所述弹簧则响应于所施加的压缩力降低而伸长。压缩弹簧可任选地使用插销(latch)或其它机构暂时保持或锁定，从而将所述弹簧维持在压缩状态，直至将能量送回至软式外装护具系统的时刻。在另一实例中，所吸收的力量可通过转换为电能并将能量存储在电池中而收集。潜在地，能量可以通过其它适合于给定的设计范围的方式储存，例如但不限于液压、气动或化学储能。由力量吸收而储存能量可在护具的被动和主动模式中出现。在被动模式下，能量储存可使用被动机制(例如绷紧的弹簧等)；而主动模式下，软式外装护具可以使用这些方案，或者也可另外使用直接启动致动器以产生储存的能量的方案，例如在其它时刻逆驱动所使用的同一电动机来致动所述软式外装护具。
如图10A和图25A所示，例如小腿连接元件107向与足部接合的鞋具连接元件130施加张力。根据小腿连接元件107相对于膝关节的位置，小腿连接元件107中的张力可向膝关节施加力矩。通过将小腿连接元件107定位于膝关节轴线前方，使得小腿连接元件107中的张力可促进膝关节伸展；通过将小腿连接元件107定位于膝关节轴线后方，使得小腿连接元件107中的张力可促进膝关节屈曲。将小腿连接元件107对齐穿过膝关节轴线可用于传递张力而不在膝关节上产生(有益或有害的)力矩。
根据本发明的被动式配置实施方式，小腿连接元件107可由非弹性部件(例如缆线、绑带等)或弹性部件连接至足跟连接元件，从而在正常行走中，软式外装护具中产生的张力在适当的时间向一个或多个腿部关节(例如髋、膝和/或踝关节)施加有益力矩，以补充自然肌肉运动。例如，正常的行走步态在步态周期约一半(50％)时使得腿部向后延伸。其结果是，在软式外装护具中产生张力，所述张力从腰带110向下延伸至大腿前部的连接元件102-105，沿小腿连接元件107延伸，在膝部周围延伸，并沿腿部背侧下延至足跟绑带。张力可在髋关节处产生有益力矩，辅助髋部伸展，随后在由一个或多个致动器产生的主动力以外，当由于这一张力储存的能量得以潜在释放时，辅助髋部屈曲并推动腿部向前移动。张力也可以在踝关节处产生有益力矩，其中该力矩在由一个或多个致动器施加的主动力以外，还辅助踝部背屈并随后辅助跖屈，使得足部向前进方向蹬离。
根据本发明的主动式配置实施方式，可通过加入一个或多个在合适时间主动提拉足跟连接元件的主动组件，以增加足部的蹬离能量，从而进一步辅助使用者的运动。在本实施方式中，足跟连接元件可连接至在预定时间拉动足跟连接元件，从而在足跟周围施加有益力矩的致动缆线或其它致动构件。致动缆线或其它致动构件直接连接或通过中介传动系连接至由控制器控制的电动机或其它致动器，从而在预定时间施加力并产生特定力矩。在一个实例中，提供缆线(例如包含实质上不可压缩的护套的Bowden缆线)使其在腿部背侧将小腿连接元件107连接至一个或多个鞋具连接元件130。施加于踝部以辅助蹬离的力还可以辅助髋部屈曲。
根据本发明的一些实施方式，软式外装护具被配置为在锚定点处提供多个锚定元件，以允许软式外装护具接合至身体适合作为锚定点的自然体征。然而，在根据本发明构思的其它方面，期望在不存在此类自然体征的位置建立锚定点或支撑点，在该位置施加负载通常将导致不期望的后果。根据这些实施方式，可将一个或多个连接元件或支杆(struts)用于将力从设置于期望位置的支撑点传输至身体上的另一位置，诸如对应于自然体征的一个或多个锚定点(例如肩部、髂嵴等)。
例如，在如图10A所示的上述Bowden缆线的实施方式中，Bowden缆线护套可从使用者背包上的点沿腿部侧方下延至小腿后方的位置。因此，可在Bowden缆线与小腿连接元件107的小腿背面交会点处将Bowden缆线固定至小腿连接元件107，并将缆线护套的近端连接至致动器的壳体(例如包括驱动电动机和滑轮系统的肩负式背包)，以帮助在外装护具中保持张力。类似地，如本文其它部分所述，也可使用其它类型的缆线或致动元件(例如带状物、织物等)，并将其由致动器布线(route)(例如通过软式外装护具的织物或软式外装护具中的通道)至期望施加力的特定位置。
可在Bowden缆线护套144附着至软式外装护具的点与中央缆线142附着至软式外装护具100的点之间产生力。其结果是，可在软式外装护具100中的腰带110与Bowden缆线护套144在腿的背侧联接至踝部连接元件113的端点之间产生张力。当使用者行走时，背包与小腿发生移动，改变Bowden缆线护套144近端和Bowden缆线护套远端之间的距离，该距离为连接点113提供了软式外装护具的下部连接构件，就此意义而言，该张力是动态的。另外，髋部也发生移动，改变髋部上的锚定点和小腿上的锚定点之间的距离，这在使用期间会影响软式外装护具中的张力。
因此，该软式外装护具的有益力矩可以通过被动和/或主动组件得以增强，所述组件施加可产生有益力矩以补充肌肉动作的力。通过分析所辅助的自然运动的生物力学以及进行运动时各个关节所消耗的功率，可将补充力矩识别为接受期望水平的辅助。
例如，在正常行走期间，躯体随着在推动身体向前的过程中将其支撑由一条腿转移至另一条腿而消耗功率。这一功率的显著部分由髋部和踝部提供。图9A示出了单步或一个步态周期内踝部、膝部和髋部关节力矩的图。该图显示，踝部在步态周期约50％或中途时具有大的正向力矩(同时参见图46)。根据本发明的一些实施方式，行走辅助可通过在步态周期约35％至60％期间向踝部施加正向力矩而提供。
根据本发明的一些实施方式，可将软式外装护具100设计为：通过向一个或多个关节(例如踝部)施加正向力矩有益时对处于或成为进一步相分离的支承点进行识别，从而由躯体各部分的自然运动获益。可以使用在关节周围延伸的连接元件对软式外装护具100进行配置，从而使用一个或多个节点或锚定点建立张力，以便在关节轴线周围产生有益力矩。例如在图10A的实例中，软式外装护具100可在髋部(经由腰带110)与鞋具连接元件130之间张紧，从而在步态周期的适当时间时，在踝部产生有益的跖屈力矩。另外，可将软式外装护具中的张力引导通过髋关节，施加促使髋部屈曲的有益力矩，和/或引导通过膝关节，施加促使膝部伸展的有益力矩，其中一者或两者在步态周期中力矩对于髋部和/或膝部运动有益的时间点进行。
可以通过提供一个或多个致动器节省额外的代谢能量，所述致动器可以在软式外装护具100中产生增加的或额外的张力，从而提供增加的和/或额外的有益力矩。例如，在图10A所示的软式外装护具100中，可通过拉动与踝关节轴线偏移数厘米的足跟，使用致动器缆线142来向踝关节施加正向力矩。如前所述，在本发明构思的一个实施方式中，所述缆线为包含实质上不可压缩的护套的Bowden缆线。在另一个实施方式中，所述护套本身被配置为诸如通过具有回弹护套(所述护套存储并释放能量)或通过将弹簧元件安装入护套来提供动力学性能。
如前所述，致动器缆线142的远端直接或间接地(例如经由连接元件)附连至锚定元件，如图10A的实例所示，所述锚定元件从足跟延伸至足底并缠绕于足顶部。可将驱动电动机和滑轮系统连接至致动器缆线142的近端，并由板载控制器(例如计算机)进行控制以驱动电动机，从而在期望的时间段(例如步态周期的35％至60％)内对致动器缆线进行致动，来提供运动辅助。有利地使用传感器(例如足部着地传感器、关节角度传感器等)来使致动器缆线142的缆线致动作用与使用者的步态周期相同步。举例来说，张力由一个或多个连接元件、节点或锚定点中的力传感器进行感测，并由控制器对这些力进行监控和评价(例如可持续多个移动周期)，来估算步态周期，随后控制器在数个或更多移动周期内、或在使用者发出进行致动的指令后逐步与致动器接合。或者，控制器根据其它反馈、诸如使用者手动输入或来自绑带中力传感器所感测到的张力，来推算使用者的步态(例如控制器可在数个移动周期内监测绑带中的力，随后在数个或更多移动周期内、或在使用者发出进行致动的指令后逐渐提升致动)。
如先前所指出的，本文的软式外装护具的构思可通过在活动的特定点提供辅助，从而用于减少各种活动(诸如行走)的代谢消耗，并减少软组织(肌肉、肌腱和韧带)上的跨关节负载。当使用者在活动(例如行走)中消耗较少能量时，与无辅助的使用者相比，使用者将产生更少的疲劳。疲劳最终将导致性能劣化(例如步态崩溃)，将增加受伤的风险。减少代谢消耗可降低与疲劳有关的受伤的风险。根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具系统能够将使用者的代谢降低至低于使用者不使用软式外装护具进行活动(例如行走)时所经历的水平。软式外装护具也可以通过由软式外装护具在每一关节处产生一部分的力来减少软组织上的应力。
如图10A所示，软式外装护具100包括多个连接元件，举例来说，其包括布、织物或织带(例如合成纤维和/或天然纤维、Kevlar等)，穿戴于衣物内部或外部。可将致动器单元200穿戴于背部(例如位于附着至肩负式框架的肩负式背包中等)、腰部(例如附连至腰带等)、或使用者使用的设备上或设备内(如自行车、轮椅、皮艇或独木舟、助行器等)。如图10A所示，Bowden缆线单元140由致动器单元200延伸，并将软式外装护具100连接至鞋具连接元件130。在致动器单元200位于使用者所使用的仪器内或由所述仪器负载的配置中，Bowden缆线护套144可有利地连接至固定的锚定点(例如位于腰带110上)，随后所述护套和Bowden缆线142向下延伸以附连至鞋具连接元件130。如前所述，软式外装护具100包括一个或多个连接元件(例如102-105、107)、节点(例如113)和锚定点，以控制将力沿使用者身体传输、传输至使用者身体以及由使用者身体传输。软式外装护具系统100还任选地包括足部传感器150或可致动的开关，以在行走期间感测施加在足部的力，或在对应于足部着地的实质上最大的力的时间点进行致动(开启或关闭)。能够用于辅助确定步态的传感器例如包括但不限于脚踏开关、惯性测量单元(Inertial Measurement Units，IMUs)、加速计、肌电图(Electromyogram，EMG)传感器、在使用者皮肤的选定位置处检测应变的应变传感器、内置于软式外装护具中以检测护具中的张力和/或剪切力的传感器、电动机或其它致动器中检测致动器位置的传感器、与Bowden缆线或Bowden缆线护套的部分相串联以检测缆线中的力的传感器、或其它传感器。
根据本发明的一些实施方式，软式外装护具100可以包括一个或多个致动器单元200(参见例如，图10A-10B)，使得Bowden缆线单元140的缆线142的远端回缩至护套144中。缆线142的远端可连接至鞋具连接元件130，且Bowden缆线护套144的远端可在小腿背侧连接至软式外装护具100。当缆线142回缩时，缆线142向上拉动鞋具连接元件130，并且护套144由小腿背侧的附连点向下推压软式外装护具100。软式外装护具100随后通过连接元件(参见例如图7)将力向上经由腰带110传递至使用者的骨盆处。使用者的骨骼结构随后将力向下回送至踝关节，并通过足部送至地面。
有利地对由软式外装护具100所产生的力进行配置，使其通过平行地作用于使用者的肌肉来对使用者的肌肉组织进行补足。这可通过对连接元件(例如图7-8中的102-105)和节点(例如节点1，图7)进行配置使其沿着沿身体的预定位置延伸而得以实现。通过这一配置，使得使用者的肌肉能够在步态循环的某些部分期间活动减少，这是因为软式外装护具提供了运动所需的剩余的力。这一肌肉活动的减少可用于降低使用者的代谢速率并降低随时间产生的疲劳水平。
根据本发明的一些实施方式，代谢降低通过在肌肉产生功率的同时向身体施加功率、以及通过在肌肉吸收功率的期间内从身体吸收功率而得以实现。在步态周期的约40-60％之间，踝部产生大的功率脉冲，由一次足部着地延伸至另一次足部着地。这一踝部的功率输入在腿部推动身体离地时发生，是整个行走周期中任何关节所爆发出的最大功率。根据本发明的一些实施方式，可将辅助力或力矩施加至在运动周期内肌肉组织产生该功率爆发时经受该最大功率爆发的关节处，从而以有效的方式实现代谢降低。例如，基于关节功率的评价，根据本发明，可对软式外装护具100进行配置，以在步态周期的约40-60％这一时间点期间向踝关节施加辅助力。
根据本发明构思的一些实施方式，软式外装护具100可由踝部向上延伸至骨盆，并可额外或替代地在膝部和髋部以及踝部产生力矩。在多关节系统中，所施加的力可能会有益地影响各关节，从而提供更有效的辅助。根据这些方面，步态周期内当力矩将有益地影响膝部和/或髋部时，软式外装护具100能够在这些关节处产生力矩。因此，在一个位置/关节处使软式外装护具产生张力或位移的自然运动和/或致动器可有利于多于一个的位置/关节。
根据本发明的一些实施方式，软式外装护具100可以提供许多功能。软式外装护具(例如100)可以通过例如髋关节和/或踝关节产生精确控制的有益力矩。如前面提到的，若力矩辅助自然肌肉组织，则认为该力矩是有益的。期望将所公开的软式外装护具的架构和连接元件的拓扑结构配置为尽可能地模仿与由使用者的肌肉所提供的力相近似的力矢量。
根据本发明构思的一些实施方式，对软式外装护具进行优化，以使刚度最大化(例如在身体的锚定部位将其牢固地捆扎至锚定元件)。对于踝部外骨骼中的低系列弹簧刚度，所需功率以1/k增加。因此，希望使软式外装护具尽可能具有刚度，从而在向穿戴者施加辅助力时提供更高的功率效率。此外，高的外装护具刚度会在运动期间和/或致动期间减少软式外装护具相对于使用者身体的位移，从而减少节点与连接元件的错位风险，并减少皮肤擦伤。然而同在考虑之列的是，各种应用可能倾向于最小化的刚度和/或可变的刚度(例如由控制器自动改变或手动控制)，使刚度基于使用者的活动而发生改变(例如使刚度最小化并在不需要辅助时提高透明性，在需要辅助时使刚度最大化)。
无论是软式外装护具100的合身程度还是其刚度均可受到外装护具的张力和对齐程度的影响。如果软式外装护具未正确对齐，无论是通过初始设置还是在使用期间通过软式外装护具100的移动，所产生的力矩均不会是最佳的；并且更显著的是，随着时间的推移，力矩可能显示出分散或甚至是有害的，这是因为它们不再出现在必要位置处。理想的是，即使随着使用者移动、且当软式外装护具被致动时，软式外装护具100仍保持在身体的正确位置上，以免软式外装护具在功能或效率方面受到不利影响。为了促进在使用期间将软式外装护具100保持于适当位置，有利的是在穿戴软式外装护具后对软式外装护具(例如致动器缆线、连接元件等)进行预张紧。可手动调节软式外装护具中的初始张力(例如通过调节绑带、带扣、装配、缆线、同时调节多个组件中的张力的控制装置等来进行)，或使用一个或多个致动器(例如电动机驱动的机构)自动调节。
在图7-8和图10的实例中，在使用者穿戴软式外装护具100期间，使用者可以张紧连接元件，使软式外装护具舒适贴合。随后，使附连至连接件113(其转而连接至锚定构件130)的缆线142回缩至护套144中，从而向下拉动软式外装护具100并向上拉动锚定构件130，在缆线142中消除任何松弛并在系统中产生少量张力。根据本发明构思的一些实施方式，使用者可以对所述张力进行设定，以便勉强检测运动(例如行走)期间外装护具的存在。随后可从该系统张紧点向软式外装护具100施加致动。
根据本发明构思的一些实施方式，使用致动器的致动构件、例如Bowden缆线，将致动系统200(图10A)的大部分定位于远离所致动的足部和踝关节。使用该致动构件，可将致动系统200连接至使用者的腰部或携带于背包中。根据至少一些方面，利用Bowden缆线的致动系统200允许缆线护套沿着不对使用者的运动产生不利影响的路径布线。Bowden缆线的护套144可通过多种方式附连至软式外装护具。举例来说，用于护套的一个附连方案包括设置在软式外装护具的一个或多个点上的公/母连接件，以及沿缆线护套适当区段设置的相应的公/母连接件。在另一配置中，可将缆线护套144固定地连接至软式外装护具(例如缝制、粘接剂、粘合剂等)，通过软式外装护具中的成形通道布线，使用Velcro附连构件附连至软式外装护具，或使用一个或多个捆扎构件附连至软式外装护具。
当致动系统200使用Bowden缆线时，例如可提供小的齿轮传动电动机来驱动滑轮，或者可使用较大的电动机直接驱动滑轮来拉动缆线142，从而向足跟施加辅助力，如图10A的实例所示。当然，也可使用其它的驱动机构，例如但不限于线性电动机和液压/气动致动器。致动系统200的使用方式部分取决于将要辅助的运动以及所辅助的该运动的特定重量和性能要求。根据针对行走辅助的一些方面，致动器系统200使用一个或多个电池，所述电池被配置为提供小于100W的平均输出功率，这使得软式外装护具100致动系统200的重量最小化，同时保持代谢益处。例如，由使用者携带的额外质量导致使用者的代谢产生可预测的相应增加(例如以增加每千克背部负荷约0.9％的比率增加)，因此，当由使用者负载时，使致动系统200的重量最小化通常是有利的。
图11示出根据本发明构思的至少某些方面的软式外装护具100的实例。如图所示，软式外装护具100包括：腰带110，其通过连接元件102、103经节点1连接至连接元件104、105，连接元件104、105顺次连接至大腿支具120。大腿支具120由小腿绑带107连接至T-连接件113。可将软式外装护具100制成可调节的，以适应使用者的自然动作，并协调由致动系统200和缆线142(参见例如图10A)所产生的力与自然运动的力。随着使用者行走，由致动系统产生并传送至缆线的力被施加至使用者的足跟，从而在行走时减少使用者的肌肉组织所做的功。
在行走和跑动期间，腿部肌肉在步态周期内在髋关节、膝关节和踝关节产生力矩(力矩力)，以推动人的重心前进并抵御重力来保持直立姿势。这些力矩在幅度和方向上随时间改变(因为该力矩由这些关节周围的肌肉产生)，从而通过姿态来引导人从足跟着地和承重期(weight acceptance)至蹬离并进入摆动期。如前所述，根据本发明构思的方面的软式外装护具系统100理想地使由致动系统200和缆线142产生的力增加数倍，从而在踝关节补足自然力矩，减轻代谢负担并提高移动性。在一些方面，软式外装护具100结构还延伸至髋关节和膝关节周围，从而在步态周期期间在髋关节和膝关节处提供有益力矩。当致动系统200使缆线142回缩并向使用者足部施加力时，护套144也向T-连接件113和软式外装护具100施加向下的力，随后T-连接件113和软式外装护具100可在步态周期内向髋部或膝部施加有益力矩。
根据一些方面，施加于软式外装护具100的T-连接件113的力使得在软式外装护具中T-连接件113和腰带110之间产生张力。节点1和大腿支具120帮助在膝部和髋部对齐所述张力，以在各关节处提供有益力矩。对于健康成人，以自主选择的速度走在平地上的功率大部分产生自髋关节和踝关节处，并在膝盖处消散。反过来，肌肉消耗代谢能量来产生这些力矩。如前所述，本文所公开的软式外装护具各方面的优点之一是在蹬离期间通过在踝部增加能量来减少行走的代谢消耗从而辅助跖屈，在站立后期期间辅助在髋部吸收能量，并在站立的更后期部分期间增加能量。在踝部增加能量可以减少产生蹬离时所需的巨大踝部力矩和功率所需要的肌肉活动，从而减少了必要的代谢消耗。为了减少行走的代谢消耗，本文所公开的软式外装护具有利地允许自然的步态动力学。在软式外装护具的一些方面，施加至踝关节的能量由缆线提供，向上提拉足跟并促进和/或引起跖伸(plantar extension)。来自缆线护套144的力穿过软式外装护具100的连接元件向上分布(参见例如图10A)。
如图11所示，软式外装护具100架构将腰带110连接至大腿支具120(固定至使用者的大腿下部)，而大腿支具连接至鞋具(例如靴、鞋等)连接元件130。腰带110和大腿支具120通过连接元件102、103相连接，连接元件102、103与节点1在使用者的大腿前侧中间部分相互作用。大腿支具120和鞋具连接元件130通过连接元件107和缆线142相连接，在踝部施加致动器的力。腰带和节点1之间的连接元件102、103以及节点1和大腿支具之间的连接元件104、105可例如通过拉伸两侧并在期望位置以Velcro连接而预张紧，或将一侧拉伸穿过另一侧上的滑扣(slide)或带扣而预张紧，从而除去系统中任何会妨碍有效操作的松弛。可在例如节点1已固定就位且大腿支具已就位并紧固于使用者大腿周围之后对连接元件104、105进行预张紧。因此，软式外装护具100在大腿(大腿支具120)和骨盆(腰带110)之间预张紧，大腿和骨盆两者均为锥形形状，从而为所施加的预张力提供阻力。
当例如通过图10-11中描述的软式外装护具100在踝部施加力时，也将张力重定向为跨膝关节和髋关节沿软式外装护具向上直至骨盆。随着连接元件(进一步)张紧，它们在髋部、膝部和踝部周围产生力矩，并在各个软式外装护具与使用者的接触点处产生正常的力。根据一些方面，有利地将软式外装护具100贴合并对齐至使用者，以确保这些力矩和力不对使用者的自然步态产生不利影响，所述不利影响将导致该使用者消耗额外的代谢能量。对连接元件、节点和锚定点的排列和取向进行选择，从而在外装护具的各种元件上施加张力时，在感兴趣的关节(例如髋关节、膝关节和/或踝关节)周围产生有益力矩。
随着软式外装护具100的刚度增加，软式外装护具能够更好将致动力传递至使用者，所述传递以提供期望的辅助水平和软式外装护具构成组件(例如节点、连接元件等)的最小位错水平的方式进行。如前所述，软式外装护具100能够有利地依赖一个或多个锚定点(例如骨盆、肩部等)来增强外装护具的刚度，例如通过将腰带110置于髂嵴顶部而允许由骨盆承担力来进行，髂嵴提供了解剖学上的平台(ledge)，用于分配下方和内侧/外侧的力。如图7的实例所示，软式外装护具100将腿部中产生的力通过均源自节点1的连接元件102、103传递至骨盆的每一侧。由于连接元件102、103将来自节点1(例如每一腿的节点1)的力分散至骨盆两侧，因此可将来自致动作用的力分散于骨盆两侧，与锚定在同一侧骨盆骨上的整个致动力相对，减少了对每一髂嵴上的峰值力，在使用过程中提高了软式外装护具的舒适程度。此外，通过使用连接元件(如图7中的103)将节点1连接至对侧的髋部，软式外装护具可在对侧的髂嵴上产生水平力与垂直力，这归因于其附着至对侧髋部的角度。这一水平力有助于保持腰带110不致滑落，这是因为它有助于将腰带偏压靠至髂嵴顶部。
如图16所示，连接元件1(腰带)上的力大致水平地位环绕身体，而连接元件3上的力则成向下的角度。这两个连接元件的合力矢量位于这两个向量之间并且大致垂直于骨盆，而由身体的矢状面观察，骨盆在这一区域是圆形的。垂直向身体拉动将使得连接元件保持在适当位置，同时施加大的负荷，并避免在切线方向产生可能导致不适的运动。
图16中节点1的位置允许由踝部上行的力到达每一相应腿部上的一点，然后将其重定向至骨盆的每一侧。根据本发明构思的一些方面，节点1可通过允许对将节点1连接至腰带110的连接元件进行调节，来调整施加至腰带的力的方向，从而对软式外装护具100在各个关节上产生的力矩进行控制。
可将大腿支具120配置为通过使小腿连接元件107(参见例如图7)稍微成角度来在软式外装护具100中保持张力，从而相对于膝部旋转中心保持其适当位置。小腿连接元件107可经由致动器缆线142连接至鞋具连接元件130。鞋具连接元件130可包括一个或多个可充当鞋具(如靴、鞋等)足跟周围的束带的元件(例如绑带等)。鞋具连接元件130可提供与使用者足部的刚性连接，并将力分布在鞋具上。例如，当致动器缆线142向鞋具连接元件130施加向上的力时，该力通过连接元件或材料的系统传递至足的底部和足的前部，其中在足跟背侧施加向上的力，并且在足部前段顶部施加向下的力。鞋具连接元件130在足跟处为致动器缆线142提供了刚性附连点，从而有效地在踝部施加力。鞋具连接元件130还在蹬离时通过将向上的致动力传递至足跟背侧，并传递至足部前侧(向足顶部施加向下的力)，从而在踝部两侧均施加辅助跖屈的力，来辅助跖屈力矩。
在至少一些方面，软式外装护具100由扁平材料(如织带、织物等)构成，所述材料被切割或以其它方式成型为预定尺寸并缝合在一起。图12示出了根据本发明构思至少某些方面的软式外装护具的平面图案布局的一个实例。腰带110可以以分段的方式形成，各段可与传统的带固定装置重叠和固定，从而为具有各种腰部直径的人调节腰带。举例来说，图12中所示的各段或各面板可由一层或多层防破裂尼龙和可熔接口层构成，或由一层或多层防破裂尼龙和泡沫衬垫层(例如1/16”至1/2”厚的聚氨酯或乙烯-乙酸乙烯酯(EVA))构成。连接元件可以由例如1/2”-3”聚酯织带构成。在一个方面，连接元件102和103由2”宽的聚酯织带构成，而余下的其它连接元件由1”宽的聚酯织带构成。可将一些连接元件(例如小腿连接元件107的远端)缝合成环状，使其便于连接至其它连接元件或结构。可用带扣(例如塑料带扣)来固定和收紧连接元件。大腿支具120可包括单个片件或两个片件，并且在至少一些方面由具有弹力的斜纹材料(例如棉-聚酯混纺)构成，所述材料配有缝合至一侧的钩环固定件(如)。
图13提供了根据本发明构思的至少某些实施方式软式外装护具的连接元件如何排列和配置的示意性实例。在图13中，软式外装护具的不同连接元件13包括绑带，并且在下表2中编号并命名。
表2
绑带编号 名称/描述
1 腰带连接元件
2 节点1至同侧髋部连接元件
3 节点1至对侧髋部连接元件
4 大腿连接元件-外侧
5 大腿连接元件-内侧
6 大腿连接元件至小腿连接元件-外侧
7 大腿连接元件至小腿连接元件-内侧
8 小腿连接元件-外侧
9 小腿连接元件-内侧
在图13中，腰带被摊平展示，呈现背对使用者的一侧。这一视图提供了腰带以及与之直接相连的连接元件的概况。根据本发明的一些实施方式，腰带包括顶部带连接元件和底部带连接元件，二者可以在末端连接至连接元件和带扣，使得腰带固定于使用者腰部周围，且泡沫或其它衬垫排列在腰带和身体上的任何接触点(例如髂嵴)之间。如图13和图14B所示，图13的连接元件2和3悬挂自腰带110，并连接至节点1的顶部。图13的连接元件4和5悬挂自节点1的底部，并连接至大腿支具200的上部。在图14A-14B中，为了示意起见，在人体模型上示出了图13中部分示出的软式外装护具。
腰带110保持软式外装护具不致受垂直力作用向下拉动或由于水平力作用而在髂嵴处滑动，所述水平力是由将大腿支具附连至外装护具的骨盆部的连接元件的角度所致。由于通过收紧腰带连接元件而施加于骨盆周围的张力，也防止所述腰带发生滑落。这是通过腰带的一部分穿过髋骨的髂嵴顶部而在骨盆周围产生张力而得以实现的。对从踝部的T-连接件113向上穿过软式外装护具100的连接元件传递至腰带112的力而言，骨盆起到支撑点或锚定点的作用。
根据一些实施方式，与其它骨骼标志、如膝部和肩部相比，骨盆在整个步态周期内具有相对较小的运动范围。在整个步态周期内，骨盆在横向平面内具有最大移动，总共旋转约12°。相比较而言，膝盖在矢状面内移动约50°，肩部移动在任何给定时间均高度取决于使用者的姿势。因此，根据本发明的构思，使用骨盆有利于主要针对步态辅助的本发明构思的软式外装护具110实施方式。在整个步态周期内的骨盆运动范围以及各腿部区段位置的循环性质使得骨盆和各个腿部区段在整个步态周期均是高度可预测的，这有助于在步态周期内的特定时间告知选择能够维持软式外装护具100张力的适当锚定点。另外，骨盆结构限定了突出部分，可将腰带110有效地附连至所述突出部分，以锚定垂直和水平的力。
软式外装护具100的刚度部分地由使用者与软式外装护具交界处的屈从度来确定。在使用者和软式外装护具100之间交界处的屈从度越低，则软式外装护具的在工作中的刚度越高。通过锚定至稳定且低屈从度的身体特征，软式外装护具可将更大的力传递至使用者的身体。另外，骨盆的对称性使得载荷均匀地分布至使用者的身体上。通过将致动力分散至身体的每一侧，可减少软式外装护具在任一点上对身体施加的法向力，这有助于减少压疮、摩擦和磨损的形成，从而增加外装护具的感知舒适度。如先前在本发明的概念的至少一些方面所述，也可将致动力分散或可替代地分散至身体上的一个或多个其它位置(例如躯干、肩部等)。
在至少一个方面，腰带110包括顶部带连接元件和底部带连接元件，并且顶部带连接元件设置在髋骨顶部(任选地在带连接元件顶部，在搁置于髂嵴顶部的位置处设置有泡沫衬垫)，底部带连接元件设置在位于紧邻髂嵴的下方。这两个连接元件共同提供了稳定的附连平台。
在髂嵴处，骨盆提供了合适的锚定点，从而尽量减少软式外装护具的屈从度。如前所述，软式外装护具可有利地利用骨盆的几何形状，所述骨盆在髂嵴处提供了可搁置腰带的突出部位。这使得有可能同时锚定垂直力和水平力。也可以通过连接元件(例如底部腰带绑带)来抵抗水平力，所述连接元件包围骨盆侧方。降低屈从度允许更具刚性的软式外装护具，这可用于有效地向护具施加力，从而向使用者施加力。当软式外装护具达到一定刚度水平时，可将其用于保护使用者不受经由软式外装护具向其传递的力的影响。可将衬垫、例如层状织物或泡沫衬垫用于跨更大的表面积将这些力传递至使用者，并提供阻尼媒质从而降低这些力的影响。然而，这种衬垫会提高系统中的屈从度，从而呈现另一个变量，可控制该变量以优化屈从度和刚度，以实现效率和舒适性的平衡。
在至少一些方面，可将节点1(参见例如图7、图13、图14B)配置为满足下述条件的接头：在该接头处，由各自腿部上的踝部致动所产生的力相汇合，随后发生分解以分散至使用者骨盆的每一侧。调整使用者大腿上节点1的位置可用于保持力的平衡及软式外装护具100的张紧。力可经由将大腿支具120附连至软式外装护具腰带110的一个或多个绑带而得以分散。
如图7和图14B、图16中的实例的方式所示，根据本发明构思的至少一些方面，将节点(例如图14B中的节点1)设置在大腿中部正面，并且可如图14A所示通过连接元件2和连接元件3进行调整。大腿上节点1的垂直位置可以根据使用者的尺寸和从节点到大腿顶部的距离(因使用者而异)而调整，但通常向下足够远，使其不干扰髋部屈曲。适当的垂直放置可通过令穿戴软式外装护具的使用者在设置节点位置后弯曲其髋部，看它是否干扰髋部屈曲来进行验证。节点的放置可以用于最优化地对齐并调整软式外装护具100中的力的路径，根据本发明构思的一些方面，所述力的路径可防止或减少与大腿支具120由于力失衡而产生旋转有关的问题。错误对齐的力的路径可在髋部和膝部产生不必要的力矩，可导致不自然的运动、肌肉疲劳和酸痛。通过使用节点1(参见例如图13、14B、16)，在受控和线性路径中将由踝部致动产生的力从踝部传递至大腿前部，可在此处将其进一步分散至骨盆两侧。随着连接元件连接至一个接头(节点)，其通过这种方式允许在髋部和膝部周围设置张力路径，通过拉紧、放松或重新定位软式外装护具上的连接元件，可更连贯地对张力路径进行调整。这使得可进行更多控制并对力矩进行微调，所述力矩在在整个步态周期内由软式外装护具在髋部和膝部产生。
根据本发明的一些实施方式，使用节点1的软式外装护具的特定配置有助于与其它情况相比实现高得多的外装护具刚度，这是因为其将力的路径锚定至骨盆的每一侧，从而可能实现高得多的外装护具刚度。使用节点1使得软式外装护具100将力分散至骨盆，其中腰带的刚度大得多，使得软式外装护具能够保持较高的力，同时仅遭受很小的位移。将节点1连接至腰带110的连接元件可被固定至该节点的位置，这是因为所述连接元件被约束在内侧、外侧和垂直方向上。可张紧连接元件4和5(参见例如图16)，在软式外装护具中、在腰带110和大腿支具120之间产生预张紧，从而通过向下朝向骨盆以及向上朝向大腿而进行预载荷，来增加软式外装护具的刚度。由张紧连接元件4和5产生的正确的预载荷可通过得到的可以在大腿前侧定性地产生舒适的张力来实现，所述舒适的张力可根据使用者的舒适度(会因使用者而异)进行调整。
根据本发明构思的至少一些方面，腰带110(参见例如图7)在腰带中保持张力时发挥最佳作用。如果腰带110未正确张紧，则软式外装护具100会在施加致动时下垂。
期望腰带110处于适当的垂直放置，以保持适当的软式外装护具刚度。根据本发明构思的一些实施方式，软式外装护具100利用骨盆上的髂嵴作为大多数作用于使用者的力的锚定点。如果腰带110未受髂嵴支持，则软式外装护具100可能不能提供尽可能多的初始刚度，除非其由身体的其它特征获得支持。如果腰带110位置设置得过低，或在使用中变得过低，则其可能会干扰使用者的髋部运动，引起不适(例如髋部屈肌酸痛)并降低软式外装护具功能。
在对软式外装护具的各方面进行评估期间，本发明人发现在站立早期至站立中期期间跨髋部产生的张力可能导致髋屈肌和臀中肌的肌肉发生肌肉疲劳。在站立早期至站立中期，髋发生屈曲，从而为了产生对抗该屈曲的力矩，需要产生从髋部旋转中心后部起、经其下方直至大腿前方的张力。因此，若图13或图14B中的连接元件2经过髋部旋转中心下方，它能够产生此类力矩。存在两种可能使得连接元件2产生这些力矩的方式。第一种为节点1定位于大腿过低处。第二种为连接元件2进一步附连于腰带后方。若节点1(参见图13或图14B)相对于大腿中心正确放置，则可将连接元件2直接附连至腰带(例如通过进行附连)。节点1一经正确放置，则可通过将连接元件2附连至腰带来对节点1进行固定，所述附连通过从节点1在直线上延伸连接元件2直至腰带(即确保该连接元件与穿戴者保持平顺)来进行，确保连接元件2具有附连至腰带的正确角度。通常，节点1可在外侧定位在大腿中心处，骨盆向内约10cm(例如髂嵴)，髌骨正上方以及大腿和躯干之间折痕的垂直正下方处。连接元件2和3可以从该点以一定角度分别向上延伸直至身体同侧和对侧的骨盆侧方(髂嵴侧方)。外部连接元件2可相对于水平方向成约40-65°角，且连接元件3可相对于水平方向成相对较小的角度。
如果将节点1放置在不正确的水平位置，将导致外装护具产生不利的旋转。如图17B所示，如果将节点1放置于大腿中部的偏左或偏右处，则软式外装护具中的张力随后将相对于腿部的对称性产生不平衡。在这种情况下，由连接元件2和3对节点1进行约束，从而固定其位置。当对软式外装护具100进行致动时，连接元件4和5将开始向大腿支具施加旋转力，这是因为力的路径被引导至腿部对称线的一侧或与腿部对称线相对的一侧。当对软式外装护具100进行致动时，大腿支具120被拉至产生不平衡的一侧，从而由大腿支具120引起旋转。当软式外装护具100在致动后释放张力时，大腿支具120回复至使用者，但并不返回原来位置，这是因为它已略微朝向失衡方向发生平移。这将在每一致动周期内重复，直至连接元件4和5恢复节点1的对称性。此时大腿支具120将已旋转，使得小腿连接元件107不再正确地与膝部旋转中心对齐，从而使得软式外装护具对使用者施加不正确的力矩。
在本发明的概念的至少一些方面，如图17A中的实例所示，节点1被放置在大腿中心正下方的大腿屈曲点下方数厘米处。当放置节点后，可通过使穿戴者屈曲其髋部来查看节点1是否以任何方式干扰髋部屈曲，从而确定大约的垂直位置。名义上，节点1接近屈曲点放置，但并非过于接近以至于干扰髋部屈曲。节点1应水平放置于大腿中心处，这是因为水平错位可能导致软式外装护具产生不希望的旋转。当节点1相对于所述大腿正确定位后，首先通过将连接构件2附连至腰带来对其进行固定，所述附连通过将连接构件2从节点1沿直线延伸至腰带来进行，这确保了连接构件2以适当的角度附连至腰带，使第二连接构件3通过节点1带扣进行环接，当固定连接构件3时，加以小心以确保节点中心位置不发生移位。节点1的垂直位置对于软式外装护具的功能而言并不如水平放置时那么关键。如果节点1在大腿上定位过高，它会干扰该使用者的髋部屈曲，这是显而易见的。
根据本发明构思的一些实施方式，大腿支具120可以包裹于大腿下部周围。在一个方面，大腿支具120包括两个彼此相连接的片件，具有钩环紧固件(例如)的前部片件朝向使用者，具有钩环紧固件(例如)的后部片件背向使用者。小腿连接元件107可夹于两个层之间，并通过钩环紧固件(例如)固定就位。
根据本发明构思的至少某些实施方式，如图18所示，大腿支具120的底部被放置于髌骨顶部上方约3-6厘米之间(优选约4-5厘米之间)，但该距离可根据使用者的生理情况而变化。优选地，将所述大腿支具120更高地放置，以使得小腿连接元件107具有更大范围的可调节性。对于具有低至中等肌肉质量的瘦小与中等体型的使用者，大腿支具120可位于髌骨上方4厘米处。对于具有更大的大腿直径的使用者，大腿支具120可位于髌骨上方5或6厘米处，以允许小腿连接元件107正确定位。因此，可对大腿支具120在膝盖上方的位置进行选择，从而为附连至大腿支具120的小腿连接元件107提供合适的放置，并确保小腿连接元件107不会干扰膝部的运动范围。此外，大腿通常在腿部上方具有较大直径，这使得小腿连接元件避免接触膝盖区域，从而避免在膝盖区域发生擦伤。
如图19所示，可对小腿连接元件107离开大腿支具120处的位置和角度进行调节。这一可调节性允许使用者对软式外装护具进行调节，以在将小腿连接元件107相对于膝部旋转中心适当定位时适应于其特定的生理情况和肌肉组织。对于小腿连接元件107相对于膝部旋转中心的放置进行调整，从而确保在膝部产生正确的力矩。
根据本发明的一些实施方式，大腿支具120可通过在张紧外装护具时平衡水平载荷，从而对外装护具的刚度作出贡献。如图19和20A-20B所示，这一水平载荷可以归因于软式外装护具的载荷路径随着从踝部向上行进至骨盆时略微地成角度。在大腿支具120处方向发生改变，从而调节小腿连接元件107相对于膝部旋转中心的正确放置。期望正确放置小腿连接元件107，这是因为当软式外装护具致动时跨膝关节产生了张力。根据小腿连接元件107相对于膝部旋转中心的位置不同，响应于该张力而产生的力矩可以帮助或阻碍使用者。为了使软式外装护具张力不会不利地影响使用者的自然膝盖力矩，该张力可在致动时处于与膝部旋转中心共线或略微靠前的位置。可对小腿连接元件107在大腿支具120上的位置及其离开大腿支具120的角度进行调整，以使张力处于与膝部旋转中心共线或其前方的位置。
图19示出了当向T-连接件施加力时在外侧小腿连接元件107上的张力，对于腿部另一侧的内侧小腿连接元件107(未示出)而言情况是相同的。图20A-20B示出了内侧和外侧小腿连接元件107上的力如何在大腿支具120处交会。小腿连接元件107各自经由固定附连件(例如)连接至大腿支具120。作用于小腿连接元件107上的力的方向使其彼此分离，并在两个小腿连接元件107附连至大腿支具120的附连点之间的织物上施加张力。图20A中示出了由图16A中垂直矢量产生的张力曲线，在大腿支具120中，在大腿支具120的底部具有最高的张力(最大矢量)，由大腿支具120底部起高度增大时张力减小(较小矢量)。可能的是，对于一些使用者而言，水平力将在大腿支具120顶部改变符号，这是由于力曲线依赖于施加的力的方向以及小腿连接元件107相对于大腿支具120而言成何角度而定。
小腿连接元件107可附连至大腿支具120，并在小腿肌肉块下方的胫骨背侧彼此相连接。两根绑带在小腿肌肉块下方的接头为Bowden缆线护套144可附连至软式外装护具100的点。如前所述，在本发明构思的至少一些方面，小腿连接元件107的长度、角度以及连接至大腿支具120的位置均可进行调整，以适应具有不同生理情况的使用者。在一些实施方式中，对于小腿连接元件107的正确放置而言存在4个调节因素，并且这些变量中每一个的首要目标是将小腿连接元件107相对于使用者的膝部旋转中心正确放置。第一个因素是小腿连接元件107离开大腿支具120处的位置(图20B)，第二个因素是小腿连接元件107离开大腿支具120处的角度(图19)，第三个因素是大腿支具在髌骨上方的垂直位置(图18)，第四个因素是Bowden缆线T-附连件相对于胫骨的垂直位置(图21)。
上述因素可相对于使用者的大腿周长和大腿长度进行调整。当根据本发明构思至少某些方面的软式外装护具的实施方式使得这些因素中的一个或多个中产生此类可变性时(例如在设计或贴合用于特定使用者的护具中，软式外装护具可能无需提供此类后续可调节性)，小腿连接元件107的最佳放置方式为：当小腿连接元件107张紧时，它们不会在膝部产生将对使用者的自然步态周期产生不利影响的力矩。确保小腿连接元件107不在膝部产生将对使用者的自然步态周期产生不利影响的力矩的一种方式是使张力穿过膝部旋转关节的中心，从而确保软式外装护具对膝部不产生力矩。然而，由于膝部在整个步态周期内通过大范围的运动进行屈曲和伸展，具有不断变化的瞬时旋转中心，因此这一方法难以实现。实现这一目的更实用的另一方式是允许产生不会对使用者的自然步态产生负面影响的力矩。
为了进一步说明小腿连接元件107的正确放置，对膝部和踝部动力学的理解是有帮助的。在本发明的概念的至少一些方面，配置用于辅助行走移动的软式外装护具在站立末期和预摆动阶段致动，该阶段出现于步态周期的约30％至步态周期的62％。在站立末期开始(30％步态周期)时，腓肠肌(小腿肌肉)和比目鱼肌(内部小腿肌肉)逐渐增加其收缩来对抗增大的足部前段屈肌力矩，并在肌肉和肌腱组织中储存弹性能量，以在身体向前下落时发生的提踵/蹬离期间释放。这一动作随着踝部开始跖屈而增加，所述跖屈在足跟提起且枢转点移动至足部前段时产生。此外，由于发生了这一情况，膝部屈曲至其最低点(在40％处约5°)。随着身体重量向前下落至足部前段，将下落中的身体的力矢量置于膝部旋转中心前方，使得膝部产生被动伸展，这一屈曲得以减少。然而，这一伸展受到后部肌肉作用抵抗，即，已经由于膝部和踝部动作而张紧的腓肠肌、以及跨膝关节的腘肌。随着达到最小屈曲角度(40％步态周期)，膝部立即开始屈曲，这是因为此时膝关节已由于足跟上升而移动至身体矢量前方。此时，曾产生作用以抵抗膝部伸展的后部肌肉目前促进膝部屈曲，且身体矢量目前位于膝部旋转中心的后方，从而被动地促进膝关节屈曲。随着对侧肢体初次着地(50％步态周期)，站立末期结束。随着预摆动阶段开始(50％步态周期)，重量转移至另一腿，允许膝部自由屈曲，使得跟腱弹性回缩，后部肌肉作用以及身体矢量的被动作用位于膝部旋转中心后方。然而，如果膝部屈曲发生过快，则股直肌产生作用以使膝部减速，在膝部形成伸展力矩，因而在预摆动期间并非总是存在伸展力矩，并且伸展力矩根据腿部多快地进入屈曲而定。
根据以上描述，在致动阶段内关于跨膝关节的软式外装护具的张力需要注意三点。首先，如果该张力在步态周期的30％至40％之间存在于膝部旋转中心前方，这将导致后部肌肉(腓肠肌和腘肌)做功更多以减少屈曲的降低。这将导致穿戴外装护具的人产生“张力过大”的感觉，这可通过将小腿连接元件107移动至大腿支具120的更后方的位置来进行补救。其次，如果该张力在步态周期的40％至50％之间存在于膝部旋转中心前方，此时这将阻碍由于身体矢量位于旋转中心后方而被动发生、以及由于后部肌肉而主动发生的膝部屈曲。此时，使小腿连接元件107处于与膝部旋转中心共线或其后方将是有益的，这是因为使其处于膝部旋转中心前方将可能过度使用后部肌肉。第三，如果该张力在步态周期的50％至62％之间存在于膝部前方，这将阻碍由于跟腱的回缩而被动发生的膝关节屈曲运动，以及后部肌肉的直接肌肉作用。尽管膝部屈曲力矩在预摆动期间有时受到股直肌的抵抗，然而并非总是如此，并且可预期对于步态周期的该部分而言，并非必然出现伸展力矩。
通过对膝部的力矩和相应移动进行观察并对不同配置软式外装护具的大量实验室试验结果进行分析，本发明人开发了小腿连接元件107的配置，其是张紧的、或者可以是张紧的，以便对于广泛的使用者生理学而言产生不妨碍使用者的自然行走周期的力矩。为确定适当的软式外装护具连接元件位置(例如对于不同生理情况，实现重量、功率、代谢效果、舒适性和可变性等的最佳平衡)，第一个挑战是人与人在尺寸方面存在非常大的差别。第二个挑战是在膝部在蹬离(50％步态周期)前后从伸展到屈曲的速率，所述蹬离接近致动阶段的末期。如果绑带迁移至膝部旋转中心后面过早，这将导致不必要的屈曲力矩，将妨碍使用者的自然步态。在这一点上，使小腿连接元件107迁移至与膝部运动中心共线或位于其后方是有益的，从而避免对使用者造成不利影响。
根据一些实施方式，小腿连接元件107的期望放置示于图23A-23B中，其通过在穿戴者处于直立位置时使其作用线通过膝部的有效转动中心来避免上述问题。这一位置可通过在胫骨上的每一侧寻找股骨和胫骨之间的接头，并通过观察表面解剖而确定，通过分别位于股骨和胫骨上的骨突起来识别合适的位置，在所述骨突起之间是沿前后方向延伸的“低谷”或洼坑。如果从侧面来看膝部的话，小腿连接元件107名义上将经过的位置约为距膝部背侧(后侧)约30％-40％的位置。对于一些人来说情况正是如此。对于其它人(例如大块头的人、肌肉发达的人)而言，使用逼近法和试错法来在个案基础上确定正确的放置。
图24A-24B示出根据本发明构思的软式外装护具100的一个实施方式在一个步态周期内的致动阶段。致动阶段190在膝部力矩(图24A)和运动范围(图24B)两个图中均高亮显示。左侧部分191表示软式外装护具100在膝部周围产生伸展力矩，而右侧部分192表示在膝部周围产生屈曲力矩。理想的是，软式外装护具施加于穿戴者上的力矩与穿戴者自然产生的力矩相同(即，关节周围的力矩与运动期间的自然生物力矩尽可能接近相等)。对于指定时间处的移动，在来自软式外装护具100的关节力矩可被自然力矩抵消的情况下，软式外装护具100理想地使关节周围的力矩臂最小化(例如放置连接元件107使之通过膝部转动中心，而使膝关节力矩尽可能小)。
如图25A所示，小腿连接元件107终止于T-连接件113处，Bowden缆线护套144(未示出)在此处连接至软式外装护具。根据一些实施方式，T-连接件113被定位在小腿肌肉群的下方。小腿肌肉是屈从性的并向外隆起，因此如果将T-连接件113放置在其上的话，将在致动时咬入肌肉，从而增加系统屈从性并导致使用者产生不适。小腿肌肉下方的空间屈从性低得多，并且也使得小腿连接元件107以较直的路径沿胫骨向下延伸，而非成更深入的角度以容纳小腿肌肉群。如果小腿连接元件107相对于竖直方向以更大角度沿胫骨向下延伸，将使得软式外装护具力的路径的效率降低，这是因为现在当将其张紧时倾向于被拉直。
图25A示出了根据本发明构思的一些实施方式，从侧方观察到的作用于小腿连接元件107上的力。虚线矢量200(上部和下部箭头)表示致动力的路径，实线矢量201表示位于小腿连接元件107和T-连接件的底部以及顶部(离开大腿支具120之处)的反作用分力。沿小腿连接元件107作用的虚线矢量202表示所示出的小腿连接元件107中因致动而产生的张力。还示出了作用于使用者的水平分力203。
图25B示出了T-连接件相对于穿戴者小腿的放置。图25C示出了垂直放置方式(1)和(2)的角度区别。由放置方式(1)产生的较大角度具有产生较大的水平力分量的效果，这将使得T-连接件推动勒入穿戴者的小腿。小腿连接元件107的正确定位通过围绕小腿肌肉群而有利于系统中的整体屈从性。小腿肌肉下方的区域主要是皮肤和骨骼，从而提供了相对低的屈从性。围绕小腿肌肉也使得小腿连接元件107相对于垂直方向沿更直的线向下延伸。如果小腿连接元件107终止于小腿顶部，将随后产生两点不利影响。首先，小腿连接元件107以相对于垂直而言更大的角度沿胫骨向下延伸，使得软式外装护具在张紧时试图绷紧，其力的路径的有效性降低。其次，由于小腿的屈从性，小腿绑带倾向于相对于垂直方向绷紧，这将导致T-连接件113陷入小腿，从而将降低软式外装护具中的刚度，这是由于致动器需要对这一额外的位移进行补偿。通过将T-连接件113直接设置于与足跟的中心线共线，可使位于小腿元件107端部的T-连接件113相对于水平位置正确定位。为了使小腿连接元件107相对于垂直方向正确定位，对连接元件进行调整，以使得T-连接件位于鞋具(如果穿戴的话)的顶部或名义上如此调整，从而使得T-连接件113位于小腿肌肉群下方，这使得小腿绑带成功围绕小腿的失灵(mushy)肌肉群。根据一些实施方式，可将一些更硬质的组件替换为更软更具屈从性的组件。
鞋具连接元件130提供了与使用者足部的刚性交界。在至少一些方面，鞋具连接元件130采用设置于靴周围的束带的形式，举例来说如图26A-26C所示，这些附图分别示出了该靴的侧视图、后视图和底部视图。图27(侧视图)示出了所描述的示例性鞋具连接元件130上提供的三个调节点，所述调节点1-3以白色虚线圈出。以下表3示出各调节点的功能。如图28A所示，鞋具连接元件130将由足跟处的致动产生的向上的力转送至足前部，在此处施加向下的力。以这样的方式将向上的水平力传递至足前部有助于通过借助于产生的补足性力矩来促进踝部跖屈。图28B示出了靴底的鞋具连接元件130上的力的路径。
关于连接构件的定位，图26A-26C中的连接构件1如图所示绕于鞋具中部周围。应将其置于足跟和足部前段之间的槽内。连接构件1必须由附连机构(例如)固定，以防止滑动。在所示的实例中，连接构件2包括宽的区段，并在足部上方连接至连接构件1的中心部分。如图所示，连接构件3绕于踝部周围，从而提供约束以保持鞋具连接元件130不致滑离足跟，并向上张紧以提供更大的刚度。连接构件4限制了鞋具连接元件130使其不致向内侧和外侧滑脱。连接构件4的底部边缘可以有利地设置于靴背侧边缘周围约0.5cm。连接构件4的这一定位将由节点2的正确定位而确定。连接构件5为致动器缆线附连点，且连接构件6将致动力传递至足跟。理想地在垂直方向上将节点2放置在尽可能靠近足跟的底部，并且在内外方向上位于足跟正中。节点3置于足底中部稍后处，并且它的位置取决于节点2的放置。
在正确穿戴靴附连件的方法的一个实例中，首先将节点2置于足跟上，然后如图26A-26C所示，将连接构件1和6置于靴底示出的正确位置。在这一点上，穿戴者可有效地站立在靴上，使连接构件1和6固定就位。在这些连接构件固定在其标称位置处时，依次地，根据需要对连接构件1进行调整(例如张紧/放松)，随后根据需要对连接构件3进行调整(例如张紧/放松)，最后根据需要对连接构件4进行调整(例如张紧/放松)。
表3
在另一个实施方式中，鞋具连接元件130可以包含袜状结构，可非常类似于袜子地穿戴所述袜状结构(参见例如图26D、79)。鞋具连接元件130任选地包括一个或多个可调整的紧固件(例如通过绷紧或收紧，例如通过使用等来进行调整)，以将所述鞋具连接元件固定于穿戴者的足部周围。或者，鞋具连接元件130可包括踏入(step-into)结构，可随后对踏入结构进行折叠以包住足部，在该位置上设置一个或多个绷紧或收紧的紧固件(例如等)以将鞋具连接元件130固定于穿戴者的足部周围。该鞋具连接元件130的一个实例示于图26D中，其示出了靴内附连件附连至足部的多个视图，显示足部处于中间位置(左图)，足部进行跖屈且所述附连件相对于足部张紧(中图)，以及在足部背屈时所述附连件松弛(右图)，并且在底部，足部附连件显示出其结构。图26D的鞋具连接元件130为简单的基于织物的结构，其中织带延伸至穿戴者足跟下方并覆盖足部前段。如图所示，织带在足部前段上附连至但这也可以被缝合为单个片件。图26D的鞋具连接元件130包括被配置为连接于穿戴者踝部周围的连接元件，可将其用于保持鞋具连接元件处于合适位置。
图26E-26G示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具鞋具附连件130的另一实施方式的各个方面。图26A-26C中所述的设计集中于处于束带形式的鞋具连接元件130，所述束带设置于靴上或鞋上，提供了连接至Bowden缆线142致动器的连接点。这些方案为“靴外式”方案，其中缆线142进行拉动以在靴跟上产生相对于跟部向上的力。对于利用“靴内式”力致动器(如图26E-26G所示)以在踝关节周围产生力矩的鞋具连接元件130，利用了附连有缆线的内底和缆线护具这两部分。为了向穿戴者施加力，如图26E所示，缆线必须延伸至穿戴者的鞋或靴内，其一端固定至位于鞋的外部的致动器(A)，另一端为在穿戴者足部(B)内底下方固定的鞋内部件。
在另一方面，任选地将塑料或泡沫元件131插入至足部前段上方的织带133与穿戴者的足部之间，从而使得与仅使用织带相比，使足部上方的压强更均匀地分散，例如如图26G(a)中所示。在另一方面，可将中底(midsole)132与织带(以及任选的如前所述的泡沫或塑料)在踝部和/或足部上方相组合，从而为将扭矩转移至足部提供额外的路径，如图26G(b)中所示。
如图26E-26F所示，将缆线或织带附连于内底元件130背侧部分提供了对点B进行固定的方法，从而在矢状面上将施加至缆线或织带上的点的力传递至穿戴者踝关节近侧的足跟，在关节周围产生扭矩。这一内底可以是部分或完整的内底。期望的是，该内底具有一些强化(stiffening)元件、如碳纤维，从而将负载分散至足跟。如果使用了强化元件，则可有利地对所述内底进行分段，以使得跖球(ball of the foot)运动范围最大。在腿下部的背侧部分提供缆线护具(参见例如图26F)。为了进行致动，需要收缩所述缆线。在缆线被压缩于靴和使用者腿部之间的情况下，磨损可同样导致效率损失，所述损失由缆线穿戴者和靴之间的摩擦造成。因此，提供开放通道以使缆线可自由移动的系统是期望的。
一经固定至穿戴者的足部，所述袜状鞋具连接元件130将随后经由连接元件(例如织带)连接至软式外装护具100，所述连接元件附连至袜状结构顶部并直接上延至小腿连接元件107的底部。在又一实施方式中，鞋具连接元件130包括配置成环绕跟部(例如穿戴者的足跟、鞋具跟部)的护踵(heel cup)。在又一实施方式中，鞋具连接元件130包括位于穿戴者足部一部分(例如足跟)或整个足部下方的、进入鞋具内部的内底插入件，该内底插入件或前述护踵在背侧部分和/或背侧外侧部分附连至连接构件(例如织带)，所述连接构件离开鞋具并附连至软式外装护具致动器缆线。理想的是，设置于鞋具内部的任何连接构件包括低摩擦护套、低摩擦涂层或低摩擦材料，从而使得相对于穿戴者的摩擦最小化。在又一方面，鞋具连接元件130包括进入鞋具鞋底的一部分(例如仅进入跟部)或鞋具整个鞋底下方的鞋底插入件。在所述鞋底插入件背侧部分和/或背侧外侧部分提供连接构件(例如织带、缆线等)，以连接至下述连接构件，该连接构件附连至软式外装护具的致动器缆线。
根据本发明的一些实施方式，致动器200也可用于降低穿戴本发明构思所述的软式外装护具100时行走(或其它移动或活动)的代谢消耗。致动器200被用于对所需力矩的力进行补充，例如(对于行走而言)，在步态周期的脚趾蹬离部分期间，当踝部肌肉产生最大功率时在踝部周围将力补足。为了执行这一动作，举例来说，可使用电动机在Bowden缆线142上产生必要的力/位移，并且可使用传感器150来感测关节位置并确定致动时机。
通过使用缆线来改变使用者的靴与软式外装护具的底部之间的距离，致动器200产生可传递至使用者鞋具(例如靴)的力(参见例如图21-22)。使用最小可扩展的软式外装护具，这一收缩距离在软式外装护具100、鞋具连接元件(例如靴附连件)和缆线142中产生张力。可将该张力施加于偏离踝关节轴线的位置，并在踝部周围产生力矩。
作为一个实例，系统100可使用柔性Bowden缆线142将来自致动器单元200的力传递至软式外装护具100。可将硬质和/或更重的致动器200安装在远距离或远端(例如安装在远离下半身的背包上)，如图10A所示。
在本发明构思的至少某些方面，各肢体(例如腿)可由其自身的致动器单元200驱动，所述致动器单元可包括一个或多个致动器。在本发明构思的其它方面，各关节可由其自身的致动器单元200单独驱动，所述致动器单元可包括一个或多个致动器。在本发明构思的其它方面，多个关节可由致动器单元200驱动，所述致动器单元可包括一个或多个致动器。
在根据本发明构思的一个实施方式中，各致动器单元200包括驱动电动机222和滑轮组件224，如图29所示。使用致动器单元200驱动Bowden缆线142，并通过测量足跟着地接触来感测使用者的步态(参见脚踏开关，图30)。Bowden缆线142被附连至滑轮组件224中的滑轮225，并通过滑轮125的旋转来伸长或回缩。根据一些实施方式，驱动电动机222包括传动装置(例如图29所示的齿轮箱)，以增加联结至滑轮组件224的输出轴的驱动扭矩，从而驱动所述Bowden缆线142为使用者的运动提供辅助。在其它方面，电动机222直接连接至滑轮组件224，而无需中间的传动装置。
驱动电动机222有利地包括编码器(未示出)或其它位置传感器，所述位置传感器被配置为用于指示电动机输出轴的旋转位置。驱动电动机222(以及编码器，如果设置的话)被连接至用于控制驱动电动机222的功率、速度和方向的电动机控制器228。根据本发明构思的一些方面，提供中央电动机控制器来对一个或多个电动机进行控制。或者，每一致动器单元200包括自身驻留的系统控制器226，所述系统控制器226被配置为用于接收传感器输入并与电动机控制器228进行通信，从而控制该致动器单元的驱动电动机222的运行。系统控制器226(或任选的中央电动机控制器)可包括计算机或基于微处理器的系统，例如但不限于基于PC/104标准的系统。驱动电动机222被直接地或间接地(例如通过齿轮系)联结至滑轮组件224，所述滑轮组件包括接合至Bowden缆线142近端的滑轮225。
滑轮组件224包括壳体230，其适于接合Bowden缆线护套144，使得当滑轮225以第一方向旋转时，Bowden缆线142围绕滑轮进行卷绕，使得Bowden缆线142的远端回缩至Bowden缆线护套144的远端内；并且当滑轮以第二方向旋转时，Bowden缆线由该滑轮退绕，使得Bowden缆线142的远端自Bowden缆线护套144中伸出。在至少一些实施方式中，滑轮225封闭在壳体230中，使得当其以第二方向旋转时，缆线142被驱出并可施加伸展力。
如上所述，在本发明构思的至少一些方面，可将单个致动器单元200用于向一个或多个肢体和/或一个或多个关节提供能量。举例来说，交替地将动力传递至单独的肢体可经由在肢体之间切换动力传递的离合器实现，所述离合器利用对侧肢体的异相位移动(例如在行走时双腿通常为异相位)。
控制系统226被配置为用于感测或确定使用者的步态，并在步态周期中的特定时间对驱动电动机222进行致动以拉动Bowden缆线或对另一致动系统进行致动，所述另一致动系统被配置为用于在步态周期(或其它移动)的特定时间引入力。在步态周期内的预定点对驱动电动机222进行致动可在软式外装护具100中产生预定张力，所述软式外装护具在踝关节周围施加辅助行走的力。设置由使用者佩戴的一个或多个传感器(例如一个或多个脚踏开关、一个或多个关节角度传感器等)来将信号发送至控制系统226，使得控制系统226能够将电动机致动作用与使用者的步态周期(或其它移动)相同步。根据本发明的各种实施方式，传感器可采取多种形式，包括感测特定关节的角位置的传感器。参见例如共同拥有的WO2013/044226 A2，以引用的方式将其整体并入本文。根据一些方面，传感器包括在步态周期期间(例如足跟着地)感测足部压力的简单开关或压力传感器。
根据本发明构思的其它方面，一个或多个传感器可以采用在特定位置感测肌肉激活的EMG传感器的形式。这些激活的模式和规模可以确定步态周期(模式)或所需辅助的量(基于规模)。其它检测关节(相对于地面或相对于穿戴者身体上的点)的相对或绝对位置的传感器可用于确定步态模式，因此可将其用于控制致动器的激活。其它传感器可包括但不限于：超弹性应变传感器、加速度计、惯性测量单元、内部测量单元(IMU)和/或测角仪传感器。这些传感器或其它传感器可单独或组合地检测由身体位置表明的运动。根据所使用的传感器，能够开发专用于该系统的启发式算法(heuristics)，以确定体内的肌肉何时向关节(例如踝关节、膝关节或髋关节)施加力，从而软式外装护具100可转而被配置为在适当的时间以与估计的肌肉力量成比例地施加力。例如，一种可能的方案是通过估计每一关节的速度并利用穿戴者的近似刚体模型来估算使用者身体的动力学，在每个关节估算扭矩，从而确定产生足量、有益扭矩的合适张力。
另一种方案将包括在训练阶段同时对EMG测量和传感器进行记录。在收集数据后，使用机器学习算法来预测肌肉何时发生收缩(作为传感器输入的函数)。然后在实践中，将不使用EMG传感器，而基于该传感器已训练的算法将预测肌肉激活，并在适当肌肉被激活时向软式外装护具施加张力。
另一种方案包括使用EMG、检测肌肉直径的传感器或一些其它手段直接对肌肉激活进行测量。随后，可根据某些肌肉或肌肉组合的激活按比例张紧软式外装护具100。
根据本发明的一些实施方式，将一个或多个脚踏开关定位于足部和靴垫之间以感测足跟着地，从而对使用者的步态周期率进行测量。在步态周期内，当每一足的足跟首次着地时，使用脚踏开关或传感器来检测力矩，并且控制系统226使用来自脚踏开关的信号来计算步态周期。可基于已知的踝部位置与时间的关系曲线来对步态周期内任一点时的踝部位置进行估计(假定水平地面和标称步态)。所估计的踝部位置可用于确定何时回缩Bowden缆线142并张紧软式外装护具100。张紧的软式外装护具100可在步态周期的足趾蹬离部分期间在踝部周围提供力矩，以补足肌肉提供的力，并减少使用者消耗的能量。
在一些方面，使用或一些其它附连机制在手动拉动至期望的张力之后，将软式外装护具100的一部分连接至另一部分。例如，可使用具有紧固件的连接元件将节点1(参见例如图7)连接至腰带110和大腿支具120。例如，在图16中，连接元件4和5穿过大腿支具120上的带扣在底部形成环，并且随后可将其向上拉动并使用或其它紧固组件将其自身固定。或者，可直接以将连接元件2和3分别固定在腰带110上，而无需穿过带扣形成环，或通过另一紧固构件或元件固定。另一选项是使用穿过防止其在张紧后回退的通孔带扣的织带，并手动拉紧织带的突出端。
根据一些方面，使用力传感器在各Bowden缆线142中对张力进行连续测量。将惰轮232(参见例如图29、30、34)偏置至Bowden缆线142，并且可使用负载传感器234(参见例如图29)来对缆线142的张力进行感测。记录这些测量结果并用于将软式外装护具自动张紧至适当水平。根据一些方面，软式外装护具控制器(例如系统控制器226)检测到软式外装护具由于自然身体运动而产生的张力上升，并基于该信号施加致动作用。在一方面，软式外装护具控制器对外装护具中的力进行连续监测。当软式外装护具由于使用者的位置的几何变化而被少量张紧时，控制器可感测该(小的)力并对软式外装护具进行致动以适当增加或减少张力。对于行走来说，例如可通过对来自控制系统226(例如PC/104)的电动机位置信号施加连续偏移来实现软式外装护具的张紧。
在一些方面，致动器单元200配置为与本地或远程的外部计算机(例如台式或笔记本电脑、平板电脑或智能电话)通过通信信道、诸如以太网(例如有线或无线通信-Wifi)、蓝牙、I2C或其它公开或专有的通信信道进行通信。例如，可使用外部计算机在首次通电时启动致动器系统控制程序、调整控制参数(如外装护具张力)、执行诊断检测、传输软件、或甚至对致动器单元200进行远程控制。在至少一些方面，控制系统226在通电时自动启动，并由致动器单元200外部上的开关、或者手持的有线或无线遥控器或电子设备(例如智能电话app)上的开关接收控制输入。在其它方面，控制系统基于预编程的算法独立运行，所述算法对使用者的意图或动作进行检测或预测，并施加适当的援助。
在至少一些方面，如图29-30的实例所示，致动器单元200是由PC/104规格的Diamond Systems Aurora单板计算机250控制，所述单板计算机250连接至DiamondSystems MM-32DX-AT模拟和数字I/O扩展板。PC/104计算机250可由4芯(14.8-16.8V)锂聚合物电池通过Diamond Systems Jupiter功率调节板进行供电。当然，随着技术的改进，也预计了利用改进的处理器(例如更快、更小等)以及小型化和轻量化的电池和/或具有更高功率密度的电池。图29-30示出了根据本发明构思的一方面的滑轮组件224和驱动箱223的一个实例。Bowden缆线142中的张力可使用安装于滑轮组件224中与惰轮232相对的50kg梁式负载传感器234(Phidgets，产品代码3135)来进行感测。负载传感器234上的全桥应变仪通过电接口(例如pogo销)连接至信号放大器242(例如Futek CSG110)。通过调节放大器242的输出，同时将已知负载施加至传感器234来对各放大器/负载传感器对进行校准。对应于负载传感器234上的力，放大器242输出0-10V的直流电压。通过MM-32DX-AT的模拟输入引脚读取这一电压。放大器242可以由PC/104的14.8V电池经由自身的板载电源调节器进行供电。
根据本发明构思的一些方面，可使用脚踏开关150感测足跟着地(图30)，例如来自B&L Engineering的脚踏开关(产品代码FSW)。脚踏开关150可以是足底形状的力敏电阻。如图31所示，各脚踏开关150的跟部的端子分别接地以及接至数字输入引脚MM-32DX-AT。各脚踏开关数字输入与+5V轨间并联的1kΩ和10kΩ电阻可对数字引脚进行上拉(pull up)。当发生足跟着地时，脚踏开关150两个端子之间的电阻降低，数字引脚上的电压减小至约为零，并且可以通过MM-32DX-AT I/O板读取状态的变化。脚踏开关150可连接至3.5mm音频插孔，其可插入立体声缆线并连接至滑轮组件224中的相应3.5mm音频插孔。与脚踏开关150之间的电连接可以通过pogo销接口传递至PC/104计算机250。音频插孔使得脚踏开关容易地从外装护具的其余部分分离，这有利于穿上和脱卸软式外装护具100。
图32示出了根据本发明的一些实施方式的与PC/104计算机250和MM-32DX-AT I/O板的连接。PC/104计算机250连接至位于驱动箱223外侧的控制开关。对于各驱动箱，设置有电源开关来切断PC/104和电动机控制器电池的正电压线路。两个瞬时切换开关和摇臂开关向PC/104计算机250上运行的控制算法提供了用户输入。摇臂开关可用于接合控制算法的行走模式，且瞬时切换开关可用于旋转左侧或右侧电动机，从而在行走之前张紧软式外装护具。这三个用户接口开关连接至具有10kΩ上拉电阻的MM-32DX-AT上的数字输入引脚，并与PC/104共享同一地线。当每一开关均被打开时，数字输入端接地，并且引脚被下拉。在安装在箱上的开关之外，或作为其替代，可提供小型手持式的有线或无线远程遥控器(未示出)。遥控器上的开关可以与箱上的开关并联，并提供相同功能。在用户输入的开关之外，或作为其替代，可将其它用户接口系统集成至软式外装护具，包括语音控制、触摸屏、可穿戴计算机、或平视显示器(例如谷歌眼镜或具有视网膜感测的可穿戴显示器或其它输入，如无线连接的轨迹板或软键盘)。
根据一些实施方式，电动机246、电动机编码器248、以及电动机控制器组装件示于图33中。每一EC-4极30 Maxson电动机246连接至Copley Controls Accelnet Panel ACP电动机控制器260。使用RS-422数字信号进行每转500次计数的HEDL 55403-信道编码器248被用于反馈。举例来说，可通过两个4-芯(+14.8-16.8V)锂聚合物电池串联，总共+29.6-33.6V来对各电动机控制器260进行供电。在所示出的实例中，电动机控制器260以高达+24V向电动机供电。Accelnet Panel电动机控制器260可以接受-10和10V之间的DC电压，来改变滑轮的角度取向、并张紧或放松缆线142。-10V信号可移动滑轮，使其从通电时的起始位置起以逆时针方向转动一整圈；+10V信号可转动滑轮，使其以顺时针方向转动一整圈。根据一些方面，不使用负电压，这是因为在运行中电动机控制器260仅在缆线142向外伸出至极限时通电。在软件中，可将控制信号限制为正，以防止由于使电动机运行至物理停止而对系统造成破坏。
控制电压可产生自MM-32DX-AT的模拟输出引脚之一。为了确保电动机顺利运行，通过低通滤波器发送电压信号。该滤波器可包括R＝68Ω且C＝47μF的RC单极结构，并提供48.9Hz的截止频率。该信号可另外由电动机控制器进行滤波，所述电动机控制器在模拟输入上实施数字过滤。
根据本发明构思的一些方面，每一滑轮模组224包括一个或多个指示器，如蓝色、绿色和/或红色LED，其发光以表明系统状态的不同情形(例如滑轮模组正确连接至驱动箱223时发绿光)。LED的电源和接地可通过来自PC/104的电池的pogo销接口。可使用1kΩ的电阻使来自电池的电压降低至合适的驱动电流。
根据本发明构思的一些方面，所述Bowden缆线142经由金属滑轮箱224和驱动箱223的外壳接地，其对于电路内部接地而言起到接地的作用。使Bowden缆线142接地有利地防止Bowden缆线起到类似天线的作用，向负载传感器和系统的其它组件发送电噪声。
根据本发明构思的一些方面，致动器单元200使用200W无刷电动机222(其在降低的占空度(duty cycle)下运行)，通过辅助轨迹来移动滑轮225和缆线142。滑轮225将电动机扭矩和转速转化为可通过缆线施加至踝部的力和位移(图34)。
可对致动器单元提供的辅助进行限制，例如通过电动机供电功率进行限制(在测试的软式外装护具中为100W)，但这并非功能这方面的限制。在所测试的软式外装护具中，在周期的一部分，电动机246的占空度提供高达约200W，然后在该周期的剩余部分返回至低功率，同时维持等于或低于工作值100W这一要求的平均功耗，所述工作值为选定用于测试的要求(图35)。
根据本发明构思的一些方面，可使用EC-4极30无刷电动机246(Maxon Motors)，因为它是高效率的电动机，可提供高的功率重量比和紧凑的尺寸。可根据系统的性能要求使用其它电动机。当在各个上述实施例中使用旋转电动机时，也可使用其它致动器，包括但不限于：电气-机械致动器(例如电动机、螺线管等)、气动致动器(例如气压缸、McKibben型致动器等)和液压致动器(例如液压缸等)。在本发明构思的其它方面，可利用不同类型的电动机(例如高扭矩和低速)，其无需减速机(gearhead)，从而提供减小的重量、降低的噪音和提高的效率。
此外，尽管前述实例中公开了缆线致动器142系统包括控制Bowden缆线移动的滑轮系统224，然而也可有利地将其它致动器用于软式外装护具。举例来说，可使用任何能够缩短连接于两点间的缆线或绳长度的致动器，所述缆线或绳可具有护套(Bowden缆线)或不具有护套(如上述的游离缆线)。这些致动器可以放置在人身体上或远离身体的任何位置，这取决于所辅助的移动、该运动的环境、禁忌症、以及设置替代性致动的可行性。致动器可以位于远侧(例如处于使用者肩部背负的背包内)，并使功率传输元件(例如缆线)的远端如前所述附连至软式外装护具系统的合适位置(例如鞋具附连元件130)。可替代地，可将一个或多个致动器定位在锚定点、连接元件和/或节点之间，或定位于缆线末端之间的长度一部分上。其它类型致动器的实例可包括一个或多个气动或液压的线性致动器、液压或气动的旋转致动器、滚珠或丝杠式致动器、皮带或缆线驱动的致动器。
根据本发明构思的其它方面，使用了降低末端间长度的致动器，其包括一个或多个半被动式致动器，例如磁力或机械离合器。这些致动器在应给予辅助时(例如膝部弯曲时)在步态的两点间长度变短处接合。同时具有可伸缩的缆线长度使得其具有最低的张力水平，离合器将长度锁定在较短状态，使得当腿自然伸展时，将由于软式外装护具和缆线中的拉伸而产生力。将这一系统归类为半被动式系统，并预期其将比主动式系统需要更低的能量水平。
在根据本发明构思的其它方面，可使用各种机构来对软式外装护具中的张力进行调节。在一些实施方式中，对软式外装护具进行致动的同样机制也可以用于调节外装护具中的张力。在其它实施方式中，可使用单独的机构来张紧软式外装护具，所述张紧单独进行或连同致动器共同进行。可使用致动器主动缩短软式外装护具，以减少护具上两点之间的长度。可能做到这点的一种机构是拉动Bowden缆线的电动机，其中护套连接至软式外装护具上的一点，且其中心被连接至护具上不同的点。这可以使用机械气动、液压或其它致动器来实现。
当然，如前所述，可通过对连接元件、锚定点和节点的相对位置进行物理调节来手动调节张力(例如使用搭扣和/或调整绑带、张紧拉带、金属线或缆线并将其锁定就位等)。作为另一实例，穿戴者可以拉动织带穿过锁定带扣，所述带扣在释放后对该织带进行固定。在另一个实例中，穿戴者可拉动一条织带(例如连接元件)，并使用将织带固定至护具的一部分。
穿戴者也可以拉动或以其它方式张紧缆线，所述缆线通过棘轮机构(例如旋转棘轮机构，诸如由Boa Technology制成，设置在腰带110上的旋转棘轮机构)或可锁定的线轴进行，所述棘轮机构或可锁定的线轴被配置为在设定的张力下使缆线固定就位。棘轮机构或线轴连接至Bowden缆线的一端(例如缆线顶部，在此处棘轮机构安装至髋部处)，其另一端连接至软式外装护具的两个位置上，从而降低它们之间的距离，同时相互作用的元件(例如棘爪元件、棘轮元件)提供可释放的固定作用。穿戴者也可以通过旋转缠绕缆线的中心轮毂来运行棘轮机构，或者可以通过螺旋机构张紧软式外装护具，所述螺旋机构随后被锁定至最终位置。可通过按下按钮以释放所述棘轮机构的相互作用元件(例如将控制杆移离棘轮齿)，来释放张力。棘轮机构或线轴可以由软式外装护具穿戴者手动转动(张紧或放松)或由致动器、例如齿轮传动电动机来转动。即使并未将软式外装护具作为辅助系统致动，也仍然可在张紧模式下穿戴该软式外装护具。在各种配置中，棘轮机构可位于穿戴者的腰部或髋部处(以便于在行走或跑步时调整)、靠近踝部、或可能位于穿戴者的躯干别处之上或其周围。
根据一些实施方式，张紧软式外装护具的机构可以包括螺杆(screw)元件。在一个方面，将滑架(carriage)元件连接至Bowden缆线的端部并且配置为通过在其中设置螺杆元件的螺纹部分上下移动。支撑结构将滑架元件保持在相对于缆线护套的位置处，并且螺杆的顶部部分暴露至使用者，以使得对螺杆进行旋转。螺杆的旋转使得滑架及所附连的Bowden缆线末端发生线性移动，从而分别增加或减少软式外装护具中的张力。提供了任选的锁定元件，以尽量减少该设置发生松动的可能性。在一个方面，可通过小电动机或其它致动器来对螺杆进行控制从而转动螺纹，在这种情况下则不需要锁定元件。
如前所述，软式外装护具可任选地根据程序随软式外装护具的使用者进行移动而主动张紧(例如缩短或加长缆线)。或者，在其它方面，所述软式外装护具使用一个或多个致动器自动张紧，并且维持在一个或多个设定的张力下(例如固定值、固定范围的值、对于移动的不同部分的取不同值或不同范围的值、标称平均值、标称峰值等)，其中所设定的点可由使用者进行调整。在这方面，该系统被配置为感测软式外装护具中的张力，从而为对所述张力进行控制的控制器提供适当的输入。
对于所有这些机构，软式外装护具可制成为通过释放这些张紧机构使得在穿戴者身上变得宽松，从而例如促进脱卸所述软式外装护具。此类张紧(或放松)设备允许使用者例如保持在软式外装护具上某些点之间的第一水平的张力以及第二水平的张力(高于或低于所述第一张力)。软式外装护具有利地包括能够同时运行的多个张紧机构。
在步态周期中，电动机246可以在一定范围的扭矩和速度下运行，以获得所需的缆线142的轨迹。由于较高的电动机效率在高速和低扭矩下出现，因此本发明的一些实施例可以选择包括具有滑轮和齿轮箱的电动机的组合，所述滑轮和齿轮箱用于保持所述电动机在步态周期内的运行尽可能接近最大效率。
根据一些实施方式，Maxon EC-4极30具有15,900RPM的标称连续速度。然而，对于这一实施方式，电动机受到编码器的最大速度12,000RPM的限制。另一种编码器(MR，TypeML，500 CPT，3信道，具有Line Driver Maxon#225778)可用于致动器系统，来增加电动机的最大速度。
根据本发明构思的一些实施方式，对于这一系统，更好的电动机对于较高的扭矩将具有更低的标称连续速度。较低的运行速度可减少齿轮箱中必需的级数，并将产生更高的整体效率。
根据本发明构思的一些实施方式，滑轮225和齿轮箱244将电动机的快速旋转转化为缆线142在滑轮225上伸长和缩短的移动。滑轮225和齿轮箱244共同决定了对于给定负载状态的最大缆线行程和最大缆线速度。滑轮225的直径和齿轮减速可以通过所需的最小缆线行程和满足生物力学和外装护具刚度需求所需的最大缆线速度逆推确定。辅助的总量由这两个限制以及功率预算而得以驱动。
根据本发明构思的一些实施方式，滑轮225可以是单次卷绕的设计，而在其它实施例中，滑轮可以是多次卷绕的设计。使用单次卷绕设计时，滑轮225的周长不能小于缆线的行程距离。根据一些实施方式，缆线行程可基于软式外装护具100的架构和使用者行走的生物力学而确定。根据一些实施方式，缆线行程可包括三个长度以防止触底：缆线拉伸长度、外装护具张力长度、以及安全余量。根据一些实施方式，缆线行程由于设计参数和用户可变性方面的不确定性而被赋予了显著的安全长度。缆线的拉伸长度和缆线的张紧长度由软式外装护具和先前的致动器系统得以确定(参与者身高从5'8”到6'5”不等)。上述三个长度以及计算得到的滑轮直径可见于表4中。
表4
根据本发明构思的一些实施方式，使用单卷绕式滑轮将产生340°(0.94转速)的可用角度。所选择的约70mm的滑轮直径提供了适当的缆线长度。在一般情况下，较大的滑轮和较大的弯曲半径提供更少的磨损和降低的缆线应力。
根据本发明构思的一些实施方式，对齿轮箱244进行选择以满足缆线在辅助踝部时拉动和释放期间所需的最大速度。如图36所示，可将最大辅助情况下的缆线位移视为在周期的有效部分内运行的三角形。在前的线是以厘米为单位的电动机位置信号命令，在后的线为由CME-2电动机控制器软件范围测量得到的电动机位置。正位移对应于缆线的收缩和信号命令与电动机移动杆之间的延迟，所述延迟来自电动机控制器的加速极限。
如表5中所示，其示出了根据本发明构思的至少一些方面的齿轮减速的计算值，发现对于给定的滑轮直径(70mm)和最大电动机速度，最大缆线速度为37cm/sec。由最大缆线速度可得，必要的齿轮减速比为107:1，并且选择了减速比为111:1的齿轮箱。
表5
理想的情况是电动机在其转速-扭矩曲线内运行，并且在高速拉动期间施加的力不超过电动机的极限值，以维持电动机的寿命。
根据本发明构思的一些实施方式，利用了Bowden缆线，其中包括不可伸长的缆线，其在不可伸长的护套内平移。Bowden缆线142将力从致动器单元200(经由传递至鞋具连接元件130的力)传递至踝部。Bowden缆线护套144附连至软式外装护具和致动器单元200，并且缆线142被锚定至鞋具连接元件130(图21-22)。在其它实施方式中，织带或缆线可通过织物中的导向线进行布线。
根据本发明构思的一些实施方式，可在系统中使用多种类型的Bowden缆线。除了标准的Bowden缆线，也可使用非标准和类似的工作缆线，如牌缆线。缆线可以提供超过传统Bowden缆线的增加的效率。更有效的缆线使得对于每一给定的输入功率将更多的功率传递至踝部。这可为功率预算有限的系统提供优势。系统中的卷绕线缆的直径为1.5mm，并且具有2200N的最大抗拉强度。
图37示出了Bowden缆线144上的端部配件。这些端部套箍配件146可以与致动器单元200和软式外装护具进行整合。可创建T-连接件，使其通过缝制于小腿绑带处的环内与软式外装护具和靴附连件相连接。在其它实施方式中，另一种T-连接件可以是Velcro附连件(带扣)。在一些实施方式中，可移除T连接件，并且可在其位置处使用具有可调节滑扣的连续织带。在缆线端部的套箍既可以接合至滑轮，也可将缆线固定至下部T-连接件。这些套箍也可以作为机械引信(mechanical fuses)，当将预定的力(例如600-650N)施加至T-连接件时脱离缆线，从而提供对系统可向使用者施加的力进行限制的安全措施。在近端，缆线可包括延长的铝制外壳，所述铝制外壳可装配至滑轮组件上的孔中，并且可以通过定位螺钉进行固定。Bowden缆线的另一端部配件可以包括例如扣袢(button tab)。在一些实施方式中，可在织带中设置铆钉或索环(grommet)，其允许缆线通过，同时对外部护套进行限制。在一些实施方式中，压缩接头将外部护套夹持至织带。
根据本发明构思的一些实施方式，可将缆线中的当前系统张力输入至用于数据记录和在行走前对软式外装护具进行预张紧的控制系统。缆线中的感测张力也可用于步态控制算法中。可将滑轮模块的负载传感器安装至小的惰轮，随缆线从箱外通过滑轮，其以小的角度偏转缆线。一般情况下，使缆线偏转8°缆线角度所需要的力随着缆线中的张力而线性增加，如图38中由标号167所示。滑轮系统224的当前实施方式中张力的一般范围由操作范围(operational envelope)166表示，其表现出约150N的负载传感器力以及约500N的缆线张力。可沿8°弯曲角使用50kg梁式负载传感器对系统可能具有的缆线张力全范围进行测量。标号168表示缆线断裂强度。
根据本发明构思的其它实施方式，图39-40显示了串联固定以及并列固定的力传感器和混合组合之间的区别。偏转惰轮232的几何形状可用于代替内联(inline)的力传感器设置(参见图39和图40中的串联力传感器275)，这是因为惰轮并未限制缆线的移动。然而，内联串联的传感器275可提供力的直接测量，并且可放置于踝部或踝部附近，这将消除由于在Bowden缆线142中的摩擦产生的测量误差。另一个实施方式为使用位于Bowden缆线护套144远端、附连至Bowden缆线护套和连接元件的力传感器(例如275)。这将由于传感器位于远端而允许不受限制的缆线移动和优异的测量。
根据本发明构思的一些实施方式，可将B&L Engineering脚踏开关安装于靴中，并为普通成人提供正确的灵敏度(脚踏开关可任选地对于使用者的体重或工作重量范围进行优化)。当未压缩时，脚踏开关具有数百兆欧姆的标称电阻，形成一个有效的闭合电路。电阻在足跟着地(约300磅的力)期间下降至14Ω，该值比909Ω的上拉电阻(1kΩ与10kΩ并联)低得多，这将使PC/104数字引脚发生下拉。与10kΩ的电阻器并联增加1kΩ电阻，以尽量减少在过渡运动期间诸如足跟着地时和足跟提起时的开/关切换作用。
配置在软式外装护具的测试配置中的Diamond Systems Aurora PC/104计算机250具有1.6GHz的Intel Atom CPU，使用2GB的RAM，并由4GB SSD硬盘使用实时内核引导MS-DOS。可对MS-DOS的安装进行配置，以在启动时运行xPC Target二进制可执行文件。xPCTarget应用程序等待来自主计算机的连接，从MATLAB/Simulink的主机上接收已编译的程序，并执行该程序。Aurora PC/104可与Diamond Systems MM-32DX-AT I/O扩展板进行配对，提供32路模拟输入、4路模拟输出、以及分配为输入或输出的24路数字引脚。根据本发明构思的一些实施方式，PC/104 xPC Target组合提供了有用量的处理能力和灵活性。PC/104具有能进行48.2 FLOPS的台式机CPU和2GB的RAM，并且可开发用于本发明中的控制算法，而不必担心速度或内存。小尺寸和低功耗使得PC/104适合用于便携式系统。根据本发明构思的一些实施方式，Copley Control Accelnet Panel ACP电动机控制器是能够进行速度控制和位置控制的高性能控制器。其拥有众多的命令输入(RS232串口、CAN、PWM、模拟电压)。Copley Controls软件允许进行基本的自动调节并计算控制器增量。
根据本发明构思的一些实施方式，使用Futek CSG110作为全桥应变仪的通用放大器。Futek CSG110具有：DIP开关，用于设置激励电压和mV/V传感器范围；以及旋转电位器，用于校准零点和直流电压输出至每一特定负载传感器的范围。Futek CSG110放大器允许负载传感器连接至PC/104。
根据本发明构思的一些实施方式，使用五个电池来对系统进行供电。使用四个Gens Ace 14.8V 4S1P 5000mAh 40C锂聚合物电池来为电动机控制器和电动机供电，每一个驱动箱使用两个电池(每一肢对应一个驱动箱)。每对电池串联以导线连接，从而为电动机控制器提供29.6V的直流电。第五电池为锂聚合物Gens Ace 14.8V 2S1P 4000mAh 25C，用于对PC/104计算机、两个Futek放大器、滑轮模组的LED以及各驱动箱的冷却风扇进行供电。PC/104的电池可以与电动机控制器电池对和系统中的每一组件共享接地。根据本发明一些实施方式的电池可以是系统的附属件。这些电池可使用末端连接件包含在外壳中，所述末端连接件与至少两个能够负载大于200W的电连接器刃片相接触。这些刃片也可以与电动机内的匹配连接件相作用，形成能够为电动机供电的供电连接。电池外壳和电动机外壳可具有匹配保留特征、如插销，以固定所述外壳，形成快速松脱的可更换系统。
选择了锂聚合物电池，这是因为它们在本申请中提供了可接受的性能。锂聚合物化学结构提供了最高的能量存储与重量的比率之一，并且比锂离子更加坚固(robust)且更安全。在本发明的其它实施方式中，软式外装护具可以包括能量获取元件(例如由太阳、风、身体自然运动、体热、振动、与充电设备的电感耦合、有线锂电池充电端口等获取能量)，以减少为护具供电所需的总电池尺寸。
根据本发明构思的一些实施方式，图29所示的滑轮组件可由五个部分组成。滑轮壳体230可提供机械结构以支持滑轮模块224，并且包括具有内壳(例如Delrin)和外壳(例如Delrin)的滑轮壳体(例如铝制)。滑轮壳体230抵抗由Bowden缆线上的滑轮产生的负荷，为电动机轴提供了额外的支撑，使滑轮系统对齐并附连至驱动箱，并任选地包括允许对滑轮系统进行可视化检查和移动的窗口，任选地包括将缆线保持在外壳中以允许推拉缆线致动的导向槽或通道，任选地提供防止滑轮过度旋转或向后旋转的挡块(stop)，任选地由两个螺钉附着至驱动箱，其允许“快速松脱”除去滑轮模块子系统，并在滑轮由驱动箱脱卸时为滑轮提供第二支撑面。主支撑面由电动机轴提供，并且当滑轮模块由驱动箱脱卸时，可通过配合外壳表面对滑轮凸缘进行支撑。在另一实例中，可将轴承正中放置于滑轮缆线槽下方以减少垂直于旋转轴线的力矩力。通过悬臂表面将这一正中放置的轴承固定至滑轮外壳。这一配置允许在电动机轴承上产生最小的侧向作用力。另外，该滑轮组件可以使用插销，以将其固定至电动机壳体，并设置快速松脱机构。
滑轮225引导缆线142，并且可以包括以下附加特征的一些或全部：1)数字/颜色标记，为了故障排除的目的在观察窗口中给出绝对位置；2)减重织带，提供轻量设计，以减少滑轮惯性；3)套箍捕捉螺钉，用于在推拉致动期间保持缆线就位；4)止动销，用于与滑轮外壳相互作用，以限制滑轮移动。
根据本发明构思的一些实施方式，考虑到滑轮模块的组成部分，电动机座可位于驱动箱中，并为滑轮组件提供定位和紧固点来将其固定至定位于驱动箱上的电动机。
根据本发明构思的一些实施方式，控制方案可以包括决定如何基于来自传感器的输入来移动电动机的过程。该控制方案可以在运行于PC/104嵌入式计算机上代码中实现。根据一些实施方式，可使用Simulink程序块和MATLAB代码写入控制方案。用于MM-32DX-AT模拟扩展板的Simulink程序块可处理输入和输出(例如I/O)。可使用一个Simulink程序块来读取全部传感器的值，并使用另一个Simulink程序块来将位置值发送至电动机控制器。可使用另外的Simulink程序块来捕获数据，并将其保存至PC/104的磁盘或将其发送至主机以进行保存或调试。大块的处理工作可通过Simulink程序块中嵌入的MATLAB脚本来完成。这一MATLAB脚本可以使用脚踏开关状态、用户界面按钮以及当前时间步长(time step)来计算期望的电动机位置。根据本发明的一些实施方式，Simulink程序块框图可在PC/104上以0.001秒(1毫秒)的固定时间步长运行。
根据本发明构思的一些实施方式，电动机246对各腿部的输出可由运行时间之前产生的梯形轨迹计算。这一轨迹具有单位宽度和对应于所需致动的可变峰高(例如4cm振幅的脉冲、6cm振幅的脉冲)。使用者步态的节奏可由多次足跟着地之间的时间计算，特别地，可对于预先确定的步数(例如此前的20步)记录步态时期，并取其平均值。已证明二十步移动的平均值足以用于低通滤波器。这一平均步态时间可用于将梯形轨迹放大至各腿部的整个步态周期。可对各腿部进行独立处理，并可独立地计算各腿部的波形。在一些实施方式中，可对双腿进行同样处理并且可将以相同方式计算的波形用于各腿。
在足跟着地时，控制方案可使用速查表(look-up table)来产生所需的电动机拉力。步态周期(GC)的0-40％内的平直轨迹表现为延迟，由于足部位于地面而使软式外装护具保持松弛，并且使用者的髋部在足部上方枢转就位。由40％开始，电动机拉入缆线并在62.5％GC时张紧软式外装护具至最大水平，此时发生脚趾离地。当保持一段时间后，电动机随后解绕缆线，直至83％GC时解绕至零点处并重置用于新的周期。
所述轨迹可通过电动机246、齿轮箱244和Bowden缆线142的物理性能进行限定。轨迹的下降斜率可由电动机的最大转换速率而得以约束。另外，电动机控制器可将电动机的最大加速度限定为2500转/秒2，电动机的最大速度限定为11500rpm，从而有效平滑梯形轨迹的尖角并略微(～3％)使其向右移动。最后，这一轨迹可基于踝部相对于时间的位置图生成，其起始于足跟首次着地。这一系统中使用的脚踏开关要求显著量的压力来触发，因此直至足跟触及地面且使用者的体重开始施加至足部才能感测到足跟着地。这一时刻发生于标称步态周期的2-6％之间的某处，很可能是2-3％时。
根据本发明构思的一些实施方式，在驱动箱233外侧、在手持遥控器上或经由无线装置设置了用户界面开关，从而对控制方案的作用方式进行调整。当行走开关脱离时，控制方案可任选地继续运行，但并不在足跟着地后输出脉冲信号。各张力切换开关向由梯形轨迹查得的电动机位置增加或减少偏移量。偏移量的大小依据张力切换开关下压多久而定。
根据本发明构思的一些实施方式，力传感器的值可以是记录并用于调整梯形轨迹大小的数据，但并不用于计算期望的电动机位置。根据本发明的一些实施方式，可将力传感器引入反馈回路，从而在步态周期内跟踪期望的力轨迹而非期望的电动机位置。
根据本发明构思的一些方面，可将直线缆线用于替代Bowden缆线，直线缆线可包括由致动器至作用点的游离缆线。这将在两端点间通过缆线产生直线的力。根据本发明构思的其它方面，使用了多点缆线系统。例如，多点缆线系统可包括游离缆线，其从致动器120起经角度转变点穿过沿通向远端的路径，并沿其长度通过一些或全部转变点(包括端点)传递力和位移。缆线两端之间各关节周围的力矩取决于它们相对于游离缆线转变点的位置。缆线或织带可配置为相对于转变点和穿戴者滑动，这与缆线在脱出末端之前都具有护套的Bowden缆线不同。多点缆线和/或直接缆线可包括一根或多根金属线或丝状绳索、织带、例如软式外装护具材料、弹性元件(例如橡胶)或其它任何柔性力传递元件。
根据本发明构思的一些实施方式，Bowden缆线142系统可由螺线管或其它类型的远距离置的致动器(例如设置于使用者背负的背包中)或局部设置的致动器(例如位于辅助的肢体上，例如：基于大腿的致动器，用于向膝部、踝部增加能量；或基于腓肠肌的致动器，用于向踝部增加能量等)替代。根据一些实施方式，可使用液压活塞换能器。在这一实施方式中，可使用线性活塞替代Bowden缆线的下方部分，并可通过液压管路连接至液压压力源和液压流。换能器包括缸和活塞，用于降低其长度以对软式外装护具进行致动。在另一实施方式中，可使用气动换能器、如McKibbon致动器替代Bowden缆线的下方部分，并经由气动管路连接至气压源和气流。所述换能器可包括缸和活塞或可膨胀的气囊，用于在充气时降低其长度。
所描述的缆线致动器包括电动机驱动的滑轮系统，其连接至Bowden缆线。可使用其它致动器替代电动机。替代性的致动器可包括可用于缩短两点之间的缆线或绳索长度的致动器或电动机，所述缆线或绳索可具有护套(Bowden缆线)或不具有护套(例如游离缆线)。可将这些致动器如前所述设置于近端，或在某些情况下设置于缆线两端之间的长度部分上。这些致动器可包括一个或多个气动或液压线性致动器、气动或液压旋转致动器、滚珠式或丝杠式致动器、以及皮带或缆线驱动的致动器。
根据本发明构思的一些实施方式，可使用基于织物的力传感器来对A和B两点之间纺织品织带的线性位移进行测量。这一线性位移的测量可与纺织基底的性质(例如弹性)相组合，以计算力的测量值。可沿点A和点B形成的直线测量所述力，并终止于该直线上织物与其它连接件交会处的端点。纺织织带通常提供了常以带状形式(例如长度、宽度和厚度)制成的强健耐用的织物。沿织物长度线性施加的力将导致织物中产生拉伸(应变)。已对这一拉伸进行了测量，并且其相对一致，从而使得施加至织物的力将产生特定的应变测量值。使用这一性质，基于纺织品的力传感器可基于所测量的应变来对力进行计算。为了使其正常工作，传感器必须能够测量0.05-5％范围的应变并具有极低的刚度。对0.05-5％范围的需求基于织带的材料性质而定。对低刚度的需求是由于这样所述力传感器不会显著增加织带的刚度。
根据本发明构思的一些实施方式，基于纺织品的力传感器可用于帮助控制一个或多个外装护具致动器。控制系统可使用力测量值、以及致动器位置测量值和力的位移曲线，来检测运动并提供反馈。其还有助于确定护具元件的正确位置(通过刚度测量值确定)。
根据本发明的一些实施方式，基于纺织品的力传感器可用于在任何活动期间对软式外装护具元件中的力进行重编码，从而通过测量软式外装护具特定区域中的力来辅助开发，通过测量关节角来检测损伤，以及检测关节角以用于控制或数据分析。
根据本发明构思的一些实施方式，传感器可位于软式外装护具的不同位置。在一方面，在沿连接元件或其它元件长度上的两点处，将基于表面的传感器粘附至或附连至连接元件(例如纺织织带织物)或其它元件。在另一方面，在连接元件或其它元件的区域内的两点处，将全表面传感器粘附至或附连至连接元件(例如纺织织带织物)或其它元件。在另一方面，在连接元件或其它元件中形成或纺织(对于纺织材料的情况)成袋槽(pockets)，并将传感器置于所述袋槽内(在计算力时将需要用到所述袋槽的材料性质)。在又一方面，直接将传感器安装在织带中。在其它方面，载有一个或多个传感器元件(任何类型)的连接元件或其它元件为叠层材料或复合材料，并且所述传感器设置于叠层材料或复合材料的各层之间的内部。
根据本发明构思的一些实施方式，系统中可使用测量线性位移的传感器。优选地，所述传感器对于目前的织带能够测量约0.05-5％的范围内的应变。具有中等应变范围的传统应变传感器通常包括应变范围0％-10％的传感器。其它传感器包括具有大的应变范围的超弹性传感器(例如WO 2013/044226 A2中公开的液态金属，以引用的方式将其整体内容并入本文)。或者，通过使附连传感器的区域刚度变得很大以降低织带应变，也可使用具有低应变范围的传统应变传感器。
图41A-41B示出了本发明构思的另一实施方式，其中，致动器200向髋关节的两侧施加力(图41A)或向踝部施加力(图41B)。致动器可以是任何引起如图41A所示的位于大腿前方和后方的滑块两端共同移动的装置。致动器可包括例如：跨越该空间进行连接的Bowden缆线、由软管控制的气动致动器、或具有可替换活塞的电磁致动器。
根据本发明构思的一些实施方式，可在髋关节处提供致动作用以辅助运动，并且特别是辅助行走、跑步和跳跃。并且，由于髋关节与躯干接近，因此可直接由固定在躯干上的致动器将力传递至髋关节自身。以上功能可通过以张紧元件(如缆线、织带片、带状物(ribbon)等)拉动髋部而完成。由于这一张紧元件无需任何护套，故摩擦极低，因而该系统具有高的效率。髋关节位于接近躯干处的一个益处是容易完成软式外装护具的穿戴与脱卸。位于使用者衣物上的背包或腰包结构以及张紧元件可保持在身体外部，并使用同样位于衣物外部的支具固定至大腿，从而提供易于附连至大腿和由大腿脱下的低剖面(low-profile)装置。
根据本发明构思的至少一些内容，软式外装护具100包含致动器单元以及一定长度的织带、绑带、缆线或其它施加张力的手段(此后称为“带状物”)，所述带状物从所述致动器单元延伸直至附连至髋部。在运行中，致动器单元120可收回所述带状物以产生力，使得髋部发生伸展，并伸展所述带状物使得带状物放松。
如本文所述，致动器单元120可如通过腰带或背包附连至人体。可使用其它组件来将所述致动器相对于使用者进行固定(例如固定于后方、前方、或围绕后方和前方进行分布)。根据本发明的一些实施方式，致动器可通过两个螺钉进行附连，所述螺钉可位于装置两侧，并给出将单元面对两侧方向之一的选项，所述带状物可从装置靠近人体一侧延伸或与人体有些偏移。所述装置也可进一步向上固定于使用者背部，此时所述带状物平行于背部延伸一段距离。在一些方面，从致动器单元120延伸的带状物可卷绕或延伸于使用者臀部区域周围以包裹髋部。在一些实施方式中，带状物下端可附连至大腿周围的支具，其可能延伸至膝部周围并且类似地向下直至踝部从而提供增加的支撑。
当致动器单元120收回所述带状物时，若髋部处于屈曲状态，由于所述带状物的角度发生改变，因此所述带状物倾向于陷入臀部区域。为了防止由这一配置产生的不适，可能存在数种解决方案。一种解决方案是使带状物在某种程度上于致动器末端处从身体偏移，例如上述附图的左侧和中心处所示。这将增大带状物陷入臀肌前髋部可达到的角度。另一选项则是设置宽的带状物(例如2”)来尽量减小穿戴者所承受的压强。也可将低摩擦材料穿戴于臀部区域以减小摩擦并增加相对于身体运动的带状物的舒适感。可在带状物的较大长度上使用护套，即，可使用Bowden缆线，来保护身体不受带状物运动的影响。另一降低身体上的压强的手段为使带状物在大腿附连件处的远端偏移。这可通过使用附连至大腿支具的硬质或半硬质组件而实现，所述组件可向后延伸为“马刺(spur)”以使带状物连接点从大腿偏移。例如，在髋部附连件系统的一个实施方式中，可在前方使用Velcro将织物片固定于大腿周围。可使用2”宽的带状物将致动器附连至这一大腿支具，并且这一带状物的顶端可向上拉动。由于腿部呈圆锥形状，因此限制了所述大腿支具使其不能沿使用者腿部向上移动。同样由于所述圆锥形状，几乎不能阻止大腿支具向下移动，因此若不向所述带状物施加向上拉动的张力，该大腿支具可具有从腿部下滑的倾向。所述大腿支具可由将其连接至腰带的其它元件或其它手段保持向上。
在一些方面，致动器单元120带状物(织带、缆线等)向下延伸跨过使用者的臀部区域并直接或间接地连接至接合至大腿的软式元件(例如大腿支具)。在一方面，可使用硬质或半硬质的马刺来在大腿背侧产生偏移。在一个实例中，将半硬质的元件连接至大腿背侧，并且当经由带状物将力施加至该半硬质元件时，其由大腿向外弯曲，从而增加从大腿的偏移(以及力矩)。这可用于产生低剖面护具，其在不使用时由身体滑落，并在需要大的力时产生较大的力矩臂。在中间程度的力时，力矩臂可位于中间位置。单一系统中可使用许多各自具有不同刚度的其它元件配置，包括不同排列的软式、柔性、硬质和半硬质元件，为了再生的目的，作为系统元件也可包括弹簧和其它弹性元件。
根据本发明构思的一个或多个实施方式，致动器单元120包括电动机驱动的驱动滑轮，其适应于响应于控制系统的控制信号，接合并卷绕所述带状物。可使用传动装置将驱动电动机连接至驱动滑轮。所述传动装置可包括将功率由驱动电动机转移至驱动滑轮的同步皮带和同步齿轮或齿轮组。在其它实施方式中，也可使用驱动杆和一个或多个齿轮或同步滑轮来将驱动电动机连接至驱动滑轮，从而以预定速率卷绕和解绕所述带状物来提供运动辅助。致动器还可包括惰轮，所述惰轮接合所述带状物并对施加在所述惰轮上的力进行测量。可将例如由一个或多个应变仪提供的力信号传递至致动器控制器，以对带状物的致动作用进行控制。可在使用者髋部或其它关节处设置额外的传感器来对运动进行检测并控制致动器提供辅助。例如，髋部屈曲可作为使用者开始移动的指示。
根据本发明构思的一些实施方式，如前所述，可为一腿或双腿设置控制系统，以对致动器进行控制并从传感器接收信号，从而检测运动并调整致动力以使其与运动相协调。
根据本发明构思的一个实施方式，如图42A所示，为构建为轻量、小型且快速搭建的原型，将全部系统组件安装于两块铝制侧板400之间和/或之上，并通过定位销实现对齐。侧板400包含挖空部分402以减轻整个系统和/或提供通向系统特定部分的通路。在所示的实例中，致动器200使用滑轮235，所述滑轮适应于驱动2”织带以将力传递至使用者大腿背侧，从而在人体髋部周围施加力矩；若有需求，其它类似配置的实例可使用不同宽度的织带。使用宽的带状物而非如在先实施方式和实例中所示的Bowden缆线使得材料接触使用者身体而不发生割伤或切刻(incising)。然而，较窄的织带尺寸或缆线可有利地与加强织物、元件(例如衬垫、Delrin等)或引导物组合使用，以类似地减少织带擦伤、割伤或切刻的能力。
尤其在人体进行诸如下蹲或攀登阶梯的运动时，髋部系统倾向于接触臀部区域。带状物的位移为约200mm(8”)，这将有利于例如下蹲的活动。通过使用宽的织带和线轴，带状物可在所述线轴上卷绕多圈，而无需增加额外的引导特征。为了卷绕圆形缆线，所述线轴需要具有额外的凹槽，并可能需要某种送线器来使所述缆线位于所述凹槽内。此外，Bowden缆线损失比使用带状物时产生的损失更高。使用宽的带状物的主要不利之处在于：由于髋部具有三个自由度，所述带状物可能自身向后折叠。为了防止折叠，可将凸缘附连至引导带状物的滑轮。
对髋部速度的初始测量显示，在行走、慢跑、跳跃和下蹲期间，在髋部处于最大速度时，需要约0.325m/s的线速度来对髋部进行致动。这一线速度是由髋关节的角速度与臀肌周围的张紧元件的偏移(约8cm的距离)组合得到的。系统使用具有23:1齿轮比的电动机齿轮箱和具有3.333:1传动比的同步皮带。从而，总的传动比为约77:1。线轴直径也对带状物速度具有显著影响，并因此使得能根据带状物速度灵活使用系统。
设计紧凑系统时的一个挑战是找出电动机246、齿轮箱244和编码器248的正确位置，所述位置不会过度限制穿戴者的移动。这些部分的组装件具有约150mm的长度。在一些方面，可使用直齿轮或锥齿轮来以90°的角度附连驱动单元。同步皮带270(参见图42B、43A)相对于驱动单元223的位置提供了高的灵活性。同步皮带270允许通过改变同步滑轮的直径来灵活适应系统传动装置，而无需改变驱动单元223的位置。使用直齿轮或锥齿轮将驱动单元安置于无法轻易改变的固定位置。在至少一些方面，同步皮带270的设计包含了两个同步滑轮271、272和一个惰轮273，所述惰轮向系统施加预张紧作用。最大的皮带力为约300N，这与齿轮箱轴上允许施加的力相一致。
如图42F中所示，驱动杆265作为现成的Misumi部件，在其较短一端(左侧)具有12mm的直径，在其较长一端(右侧)具有10mm的直径，其被选定为适合于选定的同步滑轮271的12mm的最小内径。此外，如图42B-42C中所示，预张紧惰轮273的凸缘274应当防止皮带270发生滑脱。较大的同步滑轮271包含任选的骨架化结构以有利地降低部件重量。如图42E所示，预张紧件由轴和两个轴承组成，所述轴承通过扣环而得以固定。
如图43B的实例所示，使用了数个惰轮232和275-276来对本发明的一些方面使用的宽的织带进行引导。为了对系统中的力进行测量，使用了两个负载传感器234。当力施加在带状物上时，两个负载传感器234在下述方向上被拉动，该方向使得负载传感器中的电容与所施加的力成比例地改变。为了保证带状物总是沿着测力惰轮232成同一角度，使用了一个或多个额外的惰轮(例如275-276)。在一些方面，测量力的角度为约13°。如图43B所示，该机构控制带状物(未示出)移动，并同时保持与力传感器的角度恒定。
此处描述的致动器可通过许多不同方式实施。其可包括棘齿线轴和离合器，以允许线轴自由回缩，但除非由离合器解锁否则阻止发生伸长。这可提供非常低功率的解决方式，其中致动器仅阻止发生进一步伸长，并且任何施加至身体的力均为从身体先前的运动所储存的力。这一机构还可包括与带状物相串联的弹簧，以允许储存能量和送回能量。
或者，致动器可包括由张紧的弹簧提供动力的机构，其用来以较轻的力连续回缩织带。由于与可反向驱动的致动器或棘齿机构相连接，这一机构可允许带状物连续追踪髋部运动，而无需使用致动器。随后，致动器可在有需要时向带状物施加力。
可使用棘轮机构来将线轴连接至电动机，这是由于电动机仅能施加在一个方向上拉动带状物的力。可将其与轻量张紧弹簧组合使用，所述弹簧使线轴发生卷绕。若电动机在一个方向上转动，其可接合至棘轮机构并将扭矩转移至线轴。若髋部伸展移动过快使得致动器跟不上该运动，棘轮机构将使得线轴比电动机更快移动并继续卷绕带状物。若髋部发生屈曲，则电动机可旋转小的距离以脱离棘齿，此时髋部可自由移动，电动机不会阻碍其运动。或者，可使用小的离合器机构来使电动机接合至线轴或由线轴脱离。
图44A-44C分别示出了根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具(V3.2)的正视图、背视图和侧视图。连接元件1将腰带两侧连接在一起，从而对锚定点进行固定，并保持软式外装护具在向其施加向下的力时不致下滑。连接元件2在腰带和大腿支具之间保持张力。其位于大腿侧面的位置使得其在整个站立阶段保持恒定张力。连接元件3在向下方向和内侧方向对节点1进行约束。连接元件4施加作用以对大腿支具处的力进行平衡，所述平衡通过抵消来自连接元件7的张力进行，并且其进一步通过在大腿支具上施加垂直力来使得支具进行预张紧。连接元件5也在向下的垂直方向和外侧对节点1进行约束。增加连接元件6以增加跨大腿前方的张力。连接元件7在大腿支具内侧施加向上的力，从而使得施加至大腿支具的向上的力变得平均。小腿连接元件8-9附连于膝部前方，从而在致动期间产生的张力可在膝部周围产生有益力矩。
图45A-45D分别示出了根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具(V4)的正视图、背视图和侧视图。关于图44A-44C，增加了连接元件4和6来向节点2施加向下垂直和外侧的约束，增加了连接元件8-9来代替大腿前方的连接元件(从而使得力的分布更优，减少大腿支具的旋转量)，以及增加了连接元件10来提高小腿绑带放置的可调整性。连接元件12以较小的角度附连至连接元件10的底部。随后将连接元件10在大腿支具层之间对齐并紧固，以使得连接元件12相对于膝部转动中心正确放置。发现连接元件4和6的几何学在节点2和骨盆间产生非常高刚度的路径，使得节点2在高负载下也几乎不发生偏斜。还发现连接元件8-9使得负载得以有效分布并平均分布于节点2和大腿支具之间，消除了高的大腿支具旋转。
图46A-46B分别示出了由使用者穿戴的根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具实例的正视图和后视图。
图47给出了统计学比较，示出了根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具的初始实施方式的演进过程。在软式外装护具100的第一个版本(V1)中，最大行走速度为1.25m/s(2.8mph)，总的能耗为59.2W，电池持续时间4.1小时(2.5kg的电池)，最大输出力150N，100N时的刚度为3500N/m。在软式外装护具的第二个版本(V2)中，最大行走速度为1.5m/s(3.4mph)，总的能耗为59.2W，电池持续时间4.1小时(2.5kg的电池)，最大输出力200N，100N时的刚度为4000N/m。在软式外装护具的第三个版本(V3)中，最大行走速度为2.0m/s(4.5mph)，总的能耗为50W，电池持续时间5.5小时(2.5kg的电池)，最大输出力270N，100N时的刚度为5000N/m。这些性能上的改善伴随着软式外装护具100总重量(外装护具、致动器、电子元件、电池等)的下降，如图48所示，其示出了表示软式外装护具重量由软式外装护具V1(12.2kg)下降至软式外装护具V2(10.00kg)，再下降至软式外装护具V3(6.53kg)的柱状图。
图49示出了图46A-46B中所示的软式外装护具100的运动学结果。图49显示了右踝角度作为步态周期百分比的函数(左上图)、右膝角度作为步态周期百分比的函数(右上图)、以及右髋角度作为步态周期百分比的函数(左下图)。在这些图表的每一幅中，第一曲线301示出了当软式外装护具100在移动期间处于“松弛”的非致动状态下时的各自的运动学角度，且第二曲线302示出了软式外装护具100在移动期间以向鞋具连接元件130施加150N辅助力的水平致动时各自的运动学角度。明显地，对于每一关节而言，运动学角度在松弛条件下和致动条件下的密切相关表明，软式外装护具的运行并未显著或不利地影响步态。同样，图50示出了对于图46A-46B中所示软式外装护具100的踝部致动性能而言，力相对于时间的曲线。在受试者以1.25m/s的速度行走时记录数据，其如图302(致动)所示具有高达300N的局部峰值力，并与当软式外装护具100处于“松弛”的非致动状态时，在移动期间的力(图301)进行比较。再次地，图50中的图301、302表现出软式外装护具100的松弛状态和致动状态之间具有密切的相关性。
图51示出了对于不同受试者，在相似的测试条件下，使用如图46A-46B所示的软式外装护具100得到的代谢结果(如图49-50所表示)。对于受试者1，受试者1在穿戴处于“松弛”的非致动状态的软式外装护具100时，在移动期间消耗了710W能量，但在穿戴软式外装护具100且踝部在移动期间激活时，在类似的移动期间仅消耗了611W能量，所消耗的能量节省了99W(消耗能量降低了14％)。受试者2在穿戴处于“松弛”的非致动状态的软式外装护具100时，在移动期间消耗了530W能量，但在穿戴软式外装护具100且踝部在移动期间激活时，在类似移动期间仅消耗了460W能量，所消耗的能量节省了70W(消耗能量降低了13％)。受试者3-5也实现了类似的获益，只是获益较少。基于这一样本，平均消耗能量降低了53W，消耗能量降低了9％。
图52示出了生物代谢功率饼图，表明1.25m/s的行走速度下，总关节有效功率包含46％的踝部贡献、40％的髋部贡献，以及14％的膝部贡献。测试中迄今为止，软式外装护具100的代谢收益已经显示出在髋部具有高达12％的代谢收益(消耗能量减少)，在踝部具有14％的代谢收益。
图53显示出软式外装护具100刚度在根据本发明构思的各个方面的软式外装护具不同版本(V3-V7)之间的演进。受试者穿戴了许多不同版本的软式外装护具100，包括V3、V3.1、V3.2(参见图44A-44C)、V5(参见例如图14A-14B、图46A-46B)和V7(参见图54A-54E)。通过所公开的软式外装护具100由V3演进至V7，软式外装护具100的所得刚度显著地且非线性地升高。
图54A-54E示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具(V7)的多个方面。在图54A-54E中的每一图中，使用了以下参考编号：(1)连接元件，如织带或绑带材料；(2)不可延展的织物；(3)连接至护具腰部顶端、用于固定于穿戴者腰部周围的1”织带；(4)用于缆线和小腿绑带织带的布线袋槽；(5)缆线(例如Bowden缆线)；(6)氨纶基材；以及(7)Bowden缆线与软式外装护具间的连接的可滑动部分。总的来说，图54A-54E的软式外装护具100包含两个腿部部分400和一个环绕腰部的腰部附连件3。腰部附连件3与上文描述的腰带110(参见例如图13)相似之处在于其是可调节的(例如在后方、侧方或前方调节)，并具有对更高应力区域内的织物进行强化的织带。
在一方面，腰部附连件的第一片件织带由髂嵴顶部起在腿部两侧延伸并跨越对侧腿，且第二片件织带在同一侧延伸包围髋部。在腰部附连件3内或其上提供1”皮带(任选地由缝纫、绑带、环、子母扣或其它固定手段而得以固定)，使得护具固定于腰部周围(例如松弛地固定，而软式外装护具的其余部分张紧，在使用期间贴身固定等)。在一个实施方式中，在护具前方提供襟口型(fly-type)开口(例如位于中心或偏离中心处)，其中两侧可在此处容易地且稳固地连接(例如经由拉链、钮扣等连接)或分离。基于的襟口型开口使得软式外装护具100更好地适应于各种生理特点。整个腰部部分由以强化的、不能大量伸展的织物构成。期望地将泡沫插入件置于骨盆的髂嵴区域上，从而出于舒适的目的提供额外的衬垫。
如图54C右下图所示，腰部附连件3通过大片连接至裹腿部分400，可将其与图54C的左下图相比较，其中左腿2的相同区段由大片2连接。这一片位于大腿前方的大片不可伸展织物2的上方。裹腿部分的其它部分由弹性氨纶材料6制成。这一结构防止当向护具施加负载时大腿前端发生拉伸。宽的织物区域使负载在大腿上分布，从而使位移和压强最小化。使用护具后方周围的氨纶将这一宽的织物区域紧密贴合至大腿。氨纶处于拉伸状态，并将不可伸展的织物张紧贴附于大腿，以防止其在软式外装护具运行期间发生移动。
在大腿前方附连至的还有两个连接元件(例如绑带)，所述连接元件由大腿前方经膝部延伸至小腿后方(类似于图14A-14B中示出的连接元件107)。这些连接元件的底部部分以参考编号1示于图54E中。这些连接元件穿过软式外装护具侧部上的氨纶袋槽，所述袋槽由紧邻膝部上方延伸至小腿底部。连接元件之间的袋槽底部的氨纶和皮肤帮助防止连接元件对皮肤造成磨伤和擦伤。封入有连接元件的袋槽顶部的氨纶用于使连接元件相对于腿部保持平伏，这可增强刚度，并防止连接元件成为尖利物风险。大腿前方的附连件允许连接元件的有效长度发生改变，从而使得护具对于不同高度的穿戴者而言是可调节的，并且将护具张紧至适当水平。这一调节可通过绑带和带扣、系带(lacing)或任何其它手段完成。
在另一结构中，并不使图54A-54E的连接元件1在袋槽中滑动，而是将其缝入衣料中，形成织物的不可伸展部分。因此，软式外装护具100通常包含氨纶衬底层，其中缝入不可伸展的织物区域以产生软式外装护具不能拉伸的路径，从而可传递力。或者，软式外装护具可包含氨纶织物，其中包括以不可伸展的纤维(被织入到织物中)增强的区域。
通常，可将裹腿400组合入单件裤子结构，所述结构由共同缝入传统裤子形状的两条裹腿组成，所述缝入通过在顶部增加氨纶进行，其将覆盖穿戴者的臀部和腹股沟区域。这一裤子结构将下行至腰部附连件结构之下。
如图54E所示，在含有通向小腿后方的连接元件1的袋槽顶部或与其相邻处，缝入了第二袋槽，其含有下行至小腿后方的Bowden缆线。
氨纶袋槽中使用的连接元件可例如在顶部和底部包含：2”宽的织带绑带，从而提供相对于小腿的巨大表面积并使应变最小化；以及1”宽的中间区段，其对应于膝部的位置。这一配置目前通过将不同宽度的织带缝制在一起而实现，但此类结构也可通过制造定制纺制的织带片而获得。织带在膝部周围逐渐缩窄至1”宽，以防止织带在膝部弯曲时向外大量突出，例如在行走的摆动阶段内发生的膝部弯曲。若绑带从上至下均为2”宽，则织带有时可能突出超过1cm，从而可能在行走期间与对侧腿产生摩擦。
如图54E所示，Bowden缆线5附连至连接元件1，其由腿侧方经滑动附连件向下延伸。在沿腿侧方向下之后、并且在延伸回至腿部之前，连接元件通过金属滑扣形成环(织带搭扣)。这使得当向缆线施加力时，对右侧和左侧的连接元件的长度进行均衡。通过这一滑动机构，Bowden缆线5将沿连接元件1移动直至其抵达最小能量的位置，该位置趋向于位于小腿中心，这是由于内侧缆线5的末端固定在足跟后方处。
图55A-55B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具100的多个方面。图55A-55B的软式外装护具100向髋部屈伸提供适当辅助，所述辅助通过使用Bowden缆线致动，以产生平行力来伴随髋部屈伸而进行，其与图41A中示出的实施方式在构思上相类似。在本发明构思的这一方面，软式外装护具包含腰带(1)、保持Bowden缆线远端锚定点的大腿支具(2)、以及形成Bowden缆线近端锚定点的连接元件(例如织带绑带)(3)、以及两个可拉伸的侧方连接元件(例如织带绑带)(4)，所述侧方连接元件位于腿的侧方，用于保持大腿支具的位置不致下落。在图55A-55B中，腿部前方用于髋部屈曲的锚定点被标记为点5和7，用于髋部伸展的锚定点被标记为点6和8，其位于腿部后方。分别用于髋部屈曲和伸展的近端锚定点5、6位于髋关节正上方，而远端锚定点7、8位于大腿支具2的上侧，其与5和6分别处于同一矢状面。
图55A和图55B也分别示出了相邻的细节图，显示Bowden缆线142和负载传感器425的附连。Bowden缆线护套144连接至近端锚定点5、6，且其间具有负载传感器425的内部缆线142附连至位于大腿支具120上的远端锚定点7、8。为了对髋关节进行辅助，软式外装护具100通过对Bowden缆线142进行致动来产生收缩力，使得所述锚定点5-8相互接近，从而分别产生与髋屈肌和伸肌相平行的向上力。由于锚定点与髋部旋转中心有着数厘米的距离，因此Bowden缆线142的收缩产生髋部屈曲和伸展扭矩。通过在合适时机对Bowden缆线142实施致动，由软式外装护具产生的扭矩与髋部肌肉相同步，从而在行走(或跑动)期间有助于穿戴者的推进和摆动，并因此降低穿戴者的能量消耗，并改善代谢功率。
图55A-55B中示出的大腿支具2在至少一些方面包含低伸展性棉纱或其它低伸展性材料，所述棉纱或其它材料绕大腿卷绕并且以固定。将四根低伸展性聚酯织带卷绕于所述低拉伸性棉纱外侧，从而为Bowden缆线142形成两个远端锚定点，并且当对护具进行致动时将张力分布在大腿支具2周围。将四根2”聚酯织带绑带缝入或以其它方式整合入所述低拉伸性棉纱。当辅助髋部伸展时，这两根绑带由大腿绑带的后方顶端起始，向前方对角卷绕使其交叉，并卷绕回后方，在后方使用将其固定于彼此的顶端。可拉伸的侧方织带绑带为1”宽、18”长的可拉伸棉纱，其在两端装有并连接腰带1与大腿支具2，从而在护具未被致动时保持大腿支具就位。
图56A-56B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的腰带110的多个方面。在所示的实例中，腰带110包含背侧板9、两个侧板10、以及两个对角连接元件(例如绑带、织带)11。腰带110设计用于通过对角绑带将来自Bowden缆线142(图56A-56B中未示出)的力分散至髂嵴以及腰部周围。当对Bowden缆线142进行致动时，腰带110上向下的力起始于髋关节正上方的对角连接元件11处。由于这一配置，由Bowden缆线142上的张力产生的正交力不会累加额外扭矩以影响所期望的屈曲或伸展辅助，并且所述向下的力分散至4”英寸宽的腰带110周围。
图57示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的另一腰带110(V5)的多个方面。在图57中，标记示出了将力由右腿转移至骨盆的组件。在这一版本中，对于各腿而言，一个连接元件5(例如织带绑带)跨过骨盆前方附连至骨盆的对侧，并且一个连接元件2(例如织带绑带)在腿的同侧卷绕于骨盆侧方。连接元件5终止于骨盆髂嵴顶部。连接元件2在髂嵴下方绕髋部卷绕。随后将连接元件2、5两者连接至宽的腰带110，所述腰带绕至人的后方并坐落于其腰背部和骨盆后方(参见图58中的参考编号9、10、11，其在背侧具有类似结构)。这一配置使得将高的力转移至腰部，这是由于骨盆顶部(跨越式绑带终止于此)起到平台的作用，所述平台抵抗向下的力和侧向力(参见插页照片)。在同侧，髋部是刚性的，其抵抗由卷绕在髋部侧方周围的绑带引起的向内的力。由腰背部和骨盆背侧抵抗绑带的向下的力。
在另外的方面，另一连接元件系统将在同样的力作用下发生更少的位移，这一系统将由图58所示的拓扑学而得以实现，图58与图57具有同样的组件编号。图58示出了软式外装护具的又一腰带(V5)的多个方面，并示出了腰带向右腿施加力的附连方式，其中上方一行示出了腰带组件，下方一行示出了腰带组件相对于骨盆髂嵴的位置，其由照片中画出的弧线示出。在图58中，除连接元件(例如织带绑带)2和5以外，还增加了连接元件1和4，其形成V型形状，连接元件6将连接元件1和4连接至连接元件2和5。连接元件1在骨盆同侧延伸至髂嵴上方，并向其施加负载(如图所示为右侧)。连接元件4在骨盆对侧延伸至髂嵴上方。随后经由连接元件6将连接元件1和连接元件4的接头处连接至连接元件2和连接元件5的接头处。在这一结构中，连接元件1和4支撑部分负载，而连接元件1在高的力下将滑过髂嵴侧方。然而，由于与连接元件2和5相连接，这可用于提高能向骨盆施加的最大力，或可改善附连至身体的刚度(由连接元件6底部下拉并记录所施加的力，将其与该点所产生的位移相比而测得)。
为了在这些连接元件之间实现理想的负载分担，应设定连接元件1、2、4、5和6之中的张力全部近似相等。或者，由于连接元件2和5比连接元件1和4承担了更大的力，因此连接元件2和5中可具有比1和4中更高的张力，或者连接元件6可被制成具有较低张力，从而连接元件2和5需要发生轻微位移以略微拉紧。
图58中还将连接元件1和2之间的缺口标记为参考编号“3”。髂嵴的主体由这一缺口处伸出。其由与连接元件1和2相连的氨纶拉伸材料覆盖，尽管也可使其保留在未被织物覆盖的状态。所述材料为回弹的(例如允许连接元件1和2在垂直方向上发生相对移动)，使得连接元件2的向下运动不会将连接元件1拉过髂嵴边缘。图58还示出了由带扣8在前方进行连接的腰带7。腰带7可用于拉动连接元件使其贴附至髂嵴，并在拉紧连接元件时支撑整个结构。
通常，拉伸小于约20％、理想地拉伸小于约5％的织物可用于这些以及其它附图中的任何连接元件的适当位置。
图59示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的又一腰带110(V7.1)的多个方面。图59示出了一种腰带附连方式，所述附连方式使用织物作为屈从性元件来平衡腰带中的力，其中上方一行示出了腰带组件，下方一行示出了腰带组件相对于骨盆髂嵴的位置，其由照片中画出的弧线示出。在图59的实例中，所使用的参考编号广泛引用了图57-58中同一组件的编号。此处，连接元件2和5类似于图57-58中的连接元件，其在身体对侧的髂嵴上方和身体同侧的髂嵴下方进行连接，从而向腰带施加向下的力。此时，连接元件1、4和6已由织物代替，其以比图58中的织带所覆盖的更多的表面积覆盖骨盆前方。并且，所述织物比连接元件材料更具可伸展性。
在图59的这一实例中，当平行于纤维进行负载时，织物在300N的负载下伸长5％，而连接元件材料(2”宽安全带织带)在300N的负载下伸长0.2％。因此，当向元件6的底部施加向下的负载时，对于给定负载而言，连接元件2和5将比织物1和4具有更小的位移。这意味着由于其相对更高的屈从性，由元件1和4进行支持的力将低于由连接元件2和5进行支持的力。这将使得护具易于调整，从而当穿戴者直立时，其平顺贴附于穿戴者前方，并且力将自动分散于两个区段之间。通常，腰带的结构可整个由同一种织物组成，其代价是更难以适当调整以获得密切贴合。
图59的元件3包含氨纶织物。这一实施方式中不具有腰带，这是由于所述织物足以覆盖腹部顶端部分并将腰带固定至骨盆。可任选地增加腰带。通常，除了在图59中示出的元件(连接元件和织物)以外，也可使用额外元件。可以放置连接元件或织物以连接至骨盆对侧的髂嵴下方。例如，当连接元件5跨过人躯体中线后，其可以类似于“Y”型的方式分裂为两个区段，其一延伸至髂嵴上方，另一者延伸至髂嵴下方。
在图59的实例中，腰带结构使得腰带原理可分别在每一腿上保持。这将使得具有高的刚度，这是由于连接两片织物的固定件很可能引入屈从性或滞后作用。要注意的是在本文公开的软式外装护具的任何方面，软式外装护具可有利地配置为具有滞后作用。这可能是有用的，例如由于致动器200可在拉起护具时(例如步态周期40％-50％内，这将需要快速移动)移动以施加力，并可在随后(例如步态周期60％-80％内)更慢地移动以回到初始位置。
对于图59的腰带的穿戴，图61给出了示意性说明。图61中左侧两幅图像为软式外装护具坐落于右大腿上的部分，右侧两幅图像为软式外装护具坐落于左大腿上的部分。在每种情况中，图像示出了护具在穿戴时面向背向人体的一侧。为了穿戴软式外装护具，首先对护具在右大腿上方支持向下的力的部分进行连接。通过滑扣(织带扣)将连接元件2设置于连接元件4的末端，连接元件4在左侧髂嵴上方从身体左侧延伸。随后使用将连接元件2固定回至自身。随后，对软式外装护具在左大腿上承受力的部分进行连接。通过滑扣将连接元件3设置于连接元件1的末端，连接元件1由身体右侧在右侧髂嵴上方延伸。随后使连接元件3自身对折并使用固定。以这一方式，支持右腿的腰带结构处于支持左腿的腰带结构下方，并且其并未在中间连接至彼此(尽管其可进一步对腰部附连件进行固定)。在将装置附连至腰部周围后，使用位于身体左侧的连接元件7和8、以及位于身体右侧的类似绑带和附连件将其进一步张紧。图61中的连接元件7对应于图59中的连接元件2。
图60示出了图59的腰带(V7.1)的多个方面，并示出了织物的纹理方向。由双向箭头示出的方向为织物片相对不可伸长的方向。通过接缝连接这些织物片，从而通过期望途径提供力的传递。已经确定这一纹理方向的对齐以提供最高的刚度。通常，纺织织物具有经线方向和纬线方向，其在织物设置在织机(loom)上时作为主轴。纺织织物倾向于沿这些主轴相对不可伸长，并且沿与经线轴和纬线轴成45°旋转的一组轴相对可伸长。因此，为了在腰带织物中产生高的刚度，如图所示缝制织物，其中三片织物在不同方向上取向，从而使其最低伸展的轴(由箭头表示)沿织物片将支持的力的路径方向取向。接缝可任选地以带子相连接，从而提供额外的低伸展材料的线。
图62描述了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的多个方面，所述软式外装护具被配置为对多个关节进行致动。在左图中，示出了具有滑轮224的致动器200被配置为对多组Bowden缆线142进行致动，从而向不同关节(例如踝部、髋部)分别提供辅助力。在右图中，示出软式外装护具整合有传感器350来测量关节运动学。示例性的传感器公开于WO 2013/044226 A2、WO 2012/103073 A2、WO 2012/050938 A2和US 8,316,719 B2中，以引用的方式将其整体内容分别并入本文。此外，本发明构思的任何方面可进一步整合其它主动控制的材料，例如但不限于WO 2011/008934A2或WO 2013/033669 A2公开的材料，以引用的方式将其整体内容分别并入本文。举例来说，根据所公开的任意方面的软式外装护具可包含超弹性应变传感器，所述传感器位于例如踝部、膝部和髋部的一处或多处(例如附连至各关节的双侧)，从而测量矢状面上的人体生物学关节旋转。所获得的软式外装护具非常轻量，成本效率高，并易于穿戴和脱却。
图63A-63B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的多个实例，所述软式外装护具被配置为对多个关节进行致动。这一软式外装护具由弹性和不可伸展的织物或材料的组合形成，所述织物或材料能够在下肢跨关节施加力。在所示的实例中的力通过收缩缆线而产生，所述缆线具有在所述关节上方固定至护具的第一末端和固定于所述关节下方的第二末端。如本文所述，所收缩的缆线(例如Bowden缆线)通过软式外装护具的不可伸展性构件将力传递至各个锚定点，从而对负荷进行承载。通过该配置，软式外装护具允许以有益的方式对多个关节同时进行作用，所述作用使用如下所述的多滑轮和驱动箱。有利地，软式外装护具包含传感器系统，其可对一个或多个关节、理想情况下对三个关节(髋、膝、踝)的关节角进行测量。传感器可包括但不限于上述关于图62的传感器，并包括任何相同类型或不同类型的能够测量关节角的传感器。
尽管图62和63A-63B的实例涉及腿部，其中所关心的活动为行走或跑动，然而本发明构思还包括除了行走或跑动以外的运动，以及除了腿部以外的肢体(例如手臂)。相应地，多滑轮和驱动箱也可同样地(例如对上述而言额外地)或替代地(与上述不同地)为手臂移动提供辅助。
图64A-64B示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具100的多滑轮的实例，所述软式外装护具被配置为对多个关节进行致动。由图62和63A-63B的实例继续，通过单个驱动单元提供了多关节致动能力，所述驱动单元被配置为对1-N个滑轮进行激活(其中N为整数)。驱动单元包含适于直接或间接(例如通过一个或多个齿轮)驱动多个滑轮的单个输入(例如轴)。对于彼此协力运行的关节如髋部屈曲和踝部屈曲，可在同一时间激活两个滑轮。激活两个以上滑轮可经由换轮之间的永久连接或可同时接合至一个或多个滑轮的选择器而实现。对于每一致动点，滑轮可具有不同直径。滑轮直径的比将使得单一输入在可能具有不同力和速度需求的每一关节处对致动器进行驱动。
图65示出了根据本发明构思的至少一些方面，软式外装护具的大腿支具的后视图。所描述的大腿支具以任选的单片结构示出，其被配置为不仅容纳不同的大腿尺寸，还提供位于膝部上方的校准点以允许紧固贴合，也可配置为允许对于最优的圆锥形状匹配进行调节。位于大腿后方的外侧挖空部分和最小化的高度促进移动和舒适度，并通过锥形接头处提供的提供足够的固定作用。圆周上的调整较为简单：松开附连件，按照期望将大腿支具张紧，同时保持大腿支具的一端不动，并固定附连件。
图66示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具100的Bowden缆线末端点。如前所述，Bowden缆线致动器通过降低两个固定点之间的距离而起作用。此处进行操作的固定点为附连至护具的点，并且通过护具的力，这些点被固定至所作用的关节的上方和下方身体上。这些固定的力在关节周围产生力矩。通过在髂嵴上方额状面前将Bowden缆线的套管上部(1)固定至护具，并且在髂嵴下方将缆线(2)固定至护具，产生了髋部屈曲力矩。当这一缆线通过位于腰带和大腿锥形截面周围的不可伸展性织物发生收缩时，软式外装护具固定所产生的力。通过在髂嵴上方额状面后方将Bowden缆线的套管上部(3)固定至软式外装护具、并在髂嵴下方将缆线(4)固定至软式外装护具，产生髋部伸展力矩。当这一缆线通过位于腰带和大腿锥形截面周围的不可伸展性织物发生收缩时，软式外装护具固定所产生的力。通过在穿戴者的靴上方将Bowden缆线的套管上部(5)固定至小腿处上的一点、并在穿戴者足跟下方固定缆线(6)，产生踝部伸展力矩。当这一缆线通过位于腰带处的不可伸展性织物发生收缩时，软式外装护具固定所产生的力。
图67A-67D示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具的致动器200的多个方面。举例来说，如图46A-46B以及图62所示，背包负载的致动器是实施软式外装护具致动系统的一个有利方式。然而，由于现有致动系统的尺寸和重量，当穿戴者需要迅速放下背包并离开时该系统可能难以脱卸。当Bowden缆线固定至动力和驱动单元以及电连接时，这可能对此类策略产生障碍。因此，在本发明构思的至少一些方面，致动器200可包含快速释放的特征，从而允许快速除去将致动系统连系至软式外装护具的系统部分。举例来说，如图67A-67D所示，配置快速释放以允许由主驱动500件(以及动力箱)迅速脱却小的滑轮盒510。滑轮盒510由具有Bowden缆线匹配特征的滑轮以及软式外装护具电连接组成。因此，当穿戴者希望脱出背包时，他/她可简单地拉动附连至两个固定插销的绳或插头/销栓，从而打开所述插销，使得所述滑轮盒脱出驱动花键(drive spline)。也可采用其它传统快速松脱机构(QRM)来将滑轮盒510可松脱地连接至主驱动件500。
根据图67A-67D，通过利用电动机单元500上的传动花键(其与盒式滑轮上相应的匹配特征得以匹配)，有助于所公开的盒式滑轮510容易脱卸的性质。大而薄的轴承进一步促进了对接合于驱动箱500的电动机和盒式滑轮510之间的中央花键的利用。将盒式滑轮510保持至驱动箱500的电动机的夹片(clips)可包括任何当打开时允许单元脱离的传统夹片。目前优选弹簧夹片，但并非必须如此。另外，抵抗电动机扭矩的键销(keying pins)或特征和/或对齐特征使得在各单元连接时将电动机功率传递至滑轮。
使用接触式弹簧销(例如POGO销)使得在盒式滑轮510和驱动箱500之间建立稳定的电连接，所述电连接允许在软式外装护具100和驱动箱500之间具有双路信号和/或双路输电(例如可再生式输电)，而无需永久性连接。当取下盒式滑轮510时，电连接暂时切断。对于将流体连接或空气连接用于任何板载软式外装护具系统(例如致动系统等)的任何软式外装护具，可实施类似的快速连接系统。盒式滑轮510一经取下，无任何元件将软式外装护具的穿戴者连接至载有致动器200和/或相关系统的背包(或腰包)，从而可无障碍地迅速移除背包。盒式滑轮510可以手持、抛下以自由悬垂，或者在设置有所述小袋或口袋并且可用的情况下，可迅速插入穿戴者衣物的小袋或口袋中(例如若软式外装护具穿在衣物之下)或软式外装护具的小袋或口袋中。
图67A-67B的致动器另一任选但是有利的特征包括集成的可快速更换的电池系统。这将允许迅速移除耗尽或不能充分充电的电池，并替换为新的电池和/或将现有电池替换为更大或更小的电池，以改变软式外装护具的运行范围(例如从而增加电池续航，降低系统重量，其中低容量且较轻的电池满足任务特定目标或作业特定目标等)。图67C-67D示出了由驱动箱500移除位于其下的电池箱，并进一步示出了从驱动箱取下的盒式滑轮510。
如图所示，驱动箱500包含被动冷却系统(即，空气冷却)。尽管在某些方面，适当地使用了冷却风扇来将电动机保持在合适的温度运行范围，然而一些任务和运行条件也从空气冷却的冷却系统中受益。在这些方面，电动机由放置于电动机表面上(例如电动器上半部分)的辐射鳍片系统(例如经加工的铝件，其包含导热底座，所述底座向外伸出多个鳍片)进行冷却，从而允许传导热从电动机传递至辐射鳍片系统的导热底座和鳍片，其再以对流方式将热从鳍片传递至大气。这一鳍片系统具有无声冷却的优点，并允许制成封闭设备。有利地，空气冷却系统是安静的，降低致动器系统的总功率需求，并避免在致动器系统中存在开口，否则废热将由冷却风扇(已省略)排出。
图68-70示出了对于根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具而言，可实施的控制方案的各个方面。此类控制方案是灵活的，可根据需要调整用于具体护具和应用。举例来说，图68的软式外装护具100包括多个超弹性应变传感器(例如WO 2013/04426 A2中公开的传感器)来对护具刚度和压强进行测量。举例来说，此类超弹性应变传感器可包含可伸展的硅酮橡胶(例如EcoFlex 0030、SmoothOn、PDMS、Dow Corning)片，其上嵌有非毒性共晶镓-铟(eGaIn)的导电液体微通道，其中所述通道的变形导致电阻相应于长度改变而产生变化(所述长度改变可转而与关节旋转相关)。如图所示，将超弹性应变传感器设置为跨越踝部、膝部和髋部，从而对所监测关节的角度变化进行测量。超弹性应变传感器可与主动式护具的力的途径相平行设置，以便对实时护具变形进行测量，如图68中所示。
控制系统能够经由人类运动模式检测算法或速查表、所感测的关节运动(例如仅观察角度的绝对变化、观察角度相对于时间、速度和/或加速度的变化等)来关联至多个预测活动之一，所述活动例如在水平表面上行走、在向上斜面上行走、在向下斜面上行走、在水平表面上跑动、在向上斜面上跑动、在向下斜面上跑动、走上楼梯、走下楼梯、蹲伏、爬行、跳跃、跛行、相对而言更倾向于某一肢体等。基于这一运动数据，控制系统可以：(1)将数据存储于本地物理存储媒介；(2)经由板载通信系统将数据无线传输至另一本地或远程设备；(3)通过有线连接(例如信号缆线)将数据传输至另一本地或远程设备，该设备为经由板载通信系统的设备；和/或(4)使用数据提供实时力辅助控制，以使护具无缝地适应于穿戴者的活动状态和环境状态。例如，若软式外装护具测得的关节变形处于基于舒适度(例如使用者偏好)和/或护具机械性能考虑而限定的阈值以上，控制系统可配置为自动降低辅助水平，直至这些变形再次处于期望的操作区域。另外，软式外装护具可与主动式可穿戴外骨骼组合使用。在此类实施方案中，测量数据可无线地或通过有线连接传递至外骨骼的控制器，从而使外骨骼适应于辅助水平。此外，可使用软式超弹性传感器来对穿戴者和软式外装护具之间交界处的任一点相关的压强进行测量，这可用于基于舒适度考量来在线调整辅助水平。
若使用力传感器测量缆线中的张力(例如线内传感器)，则可将附加控制方案用于软式外装护具。软式外装护具由于行走的生物力学而被动产生张力。对于给定腿而言，这一张力在步态的15-35％左右时(这取决于软式外装护具如何调整)开始出现，并随着腿部蹬离地面而上升。这一上升的力可用作控制系统的输入，给出关于软式外装护具应在何时和/或如何(例如力曲线、出力时机等)致动的信息。
来自这一信息的一个控制方案包括：首先，将护具张紧至在平地行走期间峰值力位于某一阈值量级的点(例如Fpeak)。护具一经以此方式张紧，则对缆线上的力进行监测，并可将其用于预测使用者位于或即将位于步态周期的何处，这是由于缆线上的力可预测地在步态周期的同一点处跨越所述阈值。与此相关，图77示出了描述在步态周期内对软式外装护具100进行致动的时机以及两个状态下相对应的护具力的图：护具张紧时(800)以及护具致动时(810)。张紧的图800表示护具已被设定为一定长度，并且该长度在整个步态周期内保持固定。致动的图810表示通过在踝部使用Bowden缆线等对其进行拉动，使得护具中的张力发生改变。在图800中，护具中的张力在整个步态周期内由于关节的不同运动而改变(如图9D所示)。图78示出了对于致动的实例810，缆线位置和护具力的相对时机，尤其是描述步态周期内对软式外装护具进行致动的时机(以步态周期的百分比表示)以及相应的护具力(图830)与缆线位置关系(图820)的图。
在图77的图中，张紧的力在步态周期40％时跨过了50N，这可在多步内重复。这一力出现于每一周期开始致动之前，因此可获取这一信息而无需考虑是否对缆线进行了致动。因此，对于图77的实例而言，当控制系统测得致动缆线中的力接近(或任选地等于或超过)阈值力Fthresh，控制系统能够利用穿戴者在步态周期中的位置这一信息采取一个或多个动作(例如立即进行致动或在一定延迟后进行致动)。例如，控制器可通过观测连续两步内力跨越阈值之间的间隔时间(或在连续若干步之间观测并取平均值)，来对人步态周期进行估测。
此外，根据阈值缆线力的大小和/或表现出跨越阈值力大小的标志这一信息，控制器还可知晓此时人处于其步态的何处。例如，控制器可设置为在步态周期40％时开始以位置受控的方式拉动缆线。在此情况下，无论控制器何时检测出跨越对应于步态周期40％的阈值的力，控制器均可立即开始拉动。或者，若控制器应在步态周期43％时开始以位置受控的方式拉动，则控制器将使用步态周期时间来计算步态周期40％与步态周期43％之间的延迟，并在补偿该计算机延迟后预测性地开始拉动。
此外，为了获得人处于其步态周期何处的更准确评价，控制器还可对张力随时间的变化进行监测，并观察其跨越不同力阈值的若干个点。通常，力对时间的曲线将根据人的行走速度而改变。力对时间曲线的斜率也可用于估算人的行走速度(或步态周期)。所述斜率还可用于预测人正处于步态周期的何处，这是由于峰值张力也是人的行走速度的函数，其中随行走速度增加，张力降低。总的来说，可对控制器进行配置使其进行如下估算：
(Current％InGait,GaitPeriod)＝f(CableForce(t),CableForce(t-1),…,CableForce(t-N))
其中f()为函数，N为用于追踪缆线力相对于时间的变化情况的样本数。N可以小至1(使用两个样品来估算斜率)或大至100-1000，这取决于力传感器的取样速率。为了对斜率进行准确估算，应在步态周期约5-10％左右时对力进行检测。即，若步态周期为1秒，则为了估算斜率，控制器应使用当前时间回算至比当前时间早0.05或0.1秒的样本。
更进一步地，除了使用位置曲线(步态％)将缆线(例如Bowden缆线142)或多根缆线(例如用于多关节激活的软式外装护具)拉动(和释放)，还存在着其它控制选项。电动机可以某些规定速度拉动，直至达到某一峰值力为止。电动机也可进行拉动使得踝部的力遵循某些预定的力的轨迹。电动机还可以某些规定速度拉动直至其检测到由于行走的生物力学而造成的力的降低。与步态周期15-35％时如何因行走的生物力学和软式外装护具改变长度而使得软式外装护具和缆线中的张力增加相类似，在步态周期60-65％左右时由于身体结构导致软式外装护具放松也会使得软式外装护具和缆线中的张力降低。尤其是，踝部在步态周期60-65％时提起，并且膝部弯曲，使得软式外装护具变得松弛，即使是缆线保持固定长度或正由电动机以中等速度或慢速拉动(从而长度减少)时也是如此。由于生物力学而导致的这一力的减小可被用作应何时释放并再次馈出(feed out)缆线的触发信号。在此时，应当以某一规定速度或在某一力轨迹回复至标称张紧点之后释放缆线。
通常，张紧和释放缆线的过程可在力的轨迹、位置轨迹、速度轨迹、以上轨迹的某些组合或其它方案之后进行。
如上所述，可使用可穿戴式应变传感器(例如超弹性应变传感器，其包含液体金属导体、集成有非导电性可拉伸织物的导电性纤维等)或其它类型传感器(例如由多个附连至不同肢体部分的回转仪/加速度计测量的角速度、惯性系统等)，对人体生物学关节角进行实时测量，所述测量可用于在执行日常任务或现场任务(field task)时通知软式外装护具和/或辅助性外骨骼的控制系统，如图69中所示。一旦为穿戴者或与穿戴者相类似的群体(例如解剖学上相似的群体)建立合适的基线，可将这些应变传感器(或提供位置数据或其衍生数据的其它传感器)提供的信息用于对不同人体运动进行分类，如行走、上或下台阶、在斜面上行走、蹲伏、爬行、停止、跳跃等。当人在现实世界的应用(即，在实验室以外)中穿戴可穿戴外骨骼或辅助装置时，对人体运动进行实时分析至关重要。执行这些各种活动所需的辅助完全不同，对于行走而言工作良好的策略可能在使用者进行同一任务的变型(斜面行走)或进行其它移动时并不会对使用者产生有益作用，甚至可能使得使用者的运动失稳。根据本发明构思的至少一些方面，使用集成于软式外装护具的传感器(例如应变传感器、压力传感器、陀螺传感器、加速度计等)来对一个或多个关节转动或肢体运动(例如髋部、膝部和/或踝部的转动)进行测量，或用于允许对一个或多个关节转动或肢体运动进行确定，并将这一信息与用于软式外装护具穿戴者的参考数据(例如穿戴者的基线数据)相比较、或与和穿戴者具有类似特征的群体的参考数据相比较(例如速查表、算法等)，以确定运动的运动学和/或其它特征。随后，软式外装护具的控制系统可使用所确定的运动来影响板载系统(例如对单一关节类型的致动时间和/或大小、对多个关节类型的致动时间和/或大小等)，或与本地或远程外部系统(例如穿戴的外骨骼)间进行通信和/或对其产生影响。从而，所获得的人体运动的分类可用于对状态机进行定义，所述状态机实时更新以通知控制系统穿戴者正在执行何种运动。
此外，当将多个软式外装护具部署在多个使用者(例如一小队士兵)之中时，将来自所述多个软式外装护具的运动数据实时通信至一个或多个本地或远程外部系统，并对总体中的运动数据进行分析(单独分析或与其它测量数据组合分析，所述其它测量数据例如每一穿戴者的位置数据、呼吸作用、心率等)以测定群体的运动以及该运动的特征，推测与期望值发生偏差的原因，并启动校正动作或接合至其它认为对该运动特征作出合适响应的本地或远程系统。举例来说，若预计一小队士兵沿公路行走，且所述士兵的GPS数据显示所述士兵移动至路的另一侧，仅靠GPC数据并不能表明士兵是否正在沟渠内掩护还是仅是允许车辆通过。然而，若将同一GPS数据与表明每一士兵迅速移动，且使用推定为俯伏或半俯伏的姿态的信息相组合，该实时传递至远程控制系统的信息将自动开始发出警报表明该小队可能已与敌方交火，并且附近资源的数据可远程地或在战场内被自动传送至合适的决策者。从而，软式外装护具传感器数据并不仅由单个使用者的软式外装护具控制系统加以利用，而且可由外部(命令以及)控制系统加以使用，所述系统可利用来自单个通道(例如一件软式外装护具)或多个通道(例如多个软式外装护具)的输入数据作为控制。
根据上述传感器数据用途，该传感器数据还可用于向软式外装护具控制系统提供关于使用者步态的信息，诸如步态阶段、速度和幅度。这些参数将允许由适应的致动器200在行走期间将力曲线实时递送至使用者的生物关节，从而获得提高的辅助效率。举例来说，对传感器数据的这一利用可使得消除其它将变得不那么必要的传感器、诸如上述脚踏开关传感器。
图70示出了一个示例性的高级控制架构的实例，所述高级控制架构被调整为基于所检测的软式外装护具使用者运动来改变软式外装护具的辅助。由于执行不同运动时各关节所需的辅助力完全不同，因此应将控制系统配置为在不同的所考量的活动期间向使用者提供适当的辅助力。在图70中，人体运动模式识别算法输出(例如与图68-69相关的以上概述的内容)通知控制系统确定将递送至使用者的参考轨迹的力。人在执行不同运动(如在倾斜地形上行走、跑动等)时，对其肢体的生物学阻抗进行适应。实施使用力作为输入(FRef)的基于位置的导纳控制使得对致动期间使用者感受到的实际阻抗(惯性、阻尼和刚度)(FSuit)进行限制，前提是内部位置控制回路对动力和摩擦分量进行补偿，如图70所示，提供更天然和更有效的致动作用。人体运动模式识别将用于改变主动式外骨骼的辅助力，并改变向使用者递送的有效阻抗。
图71A-77H示出了根据本发明构思的至少一些方面的软式外装护具100的多个方面。与上述图29-43B中描述的致动器系统200相关，图71A-71H中示出的致动器系统200显示出许多有益的改进(例如进一步减少重量、提高可靠性等)。举例来说，四板式框架500的高刚度使其能够降低壁厚度并省去更多材料，使得其本身重量为1.5kg。图71A-71H中示出的致动器200还包含不同设计的下方滑轮510。尽管现有设计的下方滑轮并不能绝对防止缆线阻塞，然而图71A-71H中示出的设计使得缆线不可能发生阻塞。轮缘半径增加，并且作为引导结构的额外部件520被添加至每一侧，例如通过直接设置至侧板，位于转动滑轮之间，仅具有小的公差以防止织带由相邻的旋转部分之间脱出。作为另一增强措施，还改变了负载传感器设计以允许使用高质量(例如低噪声)、市售的负载传感器。如上所述，图71C的设计使用按钮式负载传感器530代替梁式负载传感器。仅供参考，图71A-71H也在各个方面示出了相对于上述示于图29-43B的同步滑轮271、滑轮225以及挖空部分402。
图71D-71H示出了上述具有致动器200的软式外装护具100的图片，所述软式外装护具100被配置为使用大腿支具120和连接元件800提供髋部致动。如图所示，致动器200包括两个致动器，每一致动器被配置为对躯体特定侧面(左侧/右侧)进行致动。在图71H中，移除了致动器200的左侧通道。
图72-74示出了软式护具600的数个可能的实施方案，所述软式护具包括被动式系统，所述被动式系统被配置为对髋部屈曲和/或髋部伸展进行支持。软式护具600和所公开的被动式系统可与本文所述的软式外装护具100组合使用，或可整个单独地用作独立系统。此外，软式护具600可有利地集成传感器，例如但并不限于多个超弹性应变传感器(诸如WO2013/044226 A2中公开的传感器)，从而对所检测的关节(例如髋部)的角度变化进行测量，或对软式护具形变的改变进行测量。可将这一数据和/或来自其它传感器的其它传感器数据输出至本地存储装置(例如固态记忆装置)和/或无线传递至本地装置(例如经由蓝牙等传递)或远程装置用于存储和/或处理。
现在来看图72(a)，被动式软式护具600为基于氨纶短裤的服装，具有添加的材料以在服装中形成某些不可伸展性途径。在图72(a)中，标记1为在右腿上提供力的不可伸展性织物，标记2为在左腿上提供力的不可伸展性织物。元件3为弹性氨纶材料，沿不可伸展性织物的边缘连接至(例如缝至)所述不可伸展性织物，或作为位于全部其它元件下方的基底层提供。任选的元件4为允许软式护具600密切贴合于腰部周围的弹性区域，而任选的元件5为允许软式护具600密切贴合于大腿周围的弹性区域。任选元件4和任选元件5均可包含氨纶，或包含与氨纶相比具有不同刚度和/或滞后作用的不同材料。若不包括图72(a)的元件4和5，则不可伸展性织物1和2将在这些区域内彼此相连接。或者，元件4、5可包含子母扣、钩子、拉链、基于鞋带或线的连缀系统、或基于绑带的张紧系统、或各种其它闭合装置。重要之处在于，这些区域使得软式护具600密切贴附于腰部和腿部周围。替代位于大腿和腰部后方的元件4、5或在此之外，可使其位于软式护具上的各种其它位置。例如，位于腰部侧方(代替元件4)、位于腹部前方的成角度绑带上(代替元件4)、位于大腿前方不可伸展性织物形成“X”处、或位于大腿侧方(代替元件5)、以及其它位置。任选地在软式护具600顶部周围增加额外的腰带610。也可使用弹力、Velcro、连缀、或其它各种传统固定方法将该腰带610固定至中心处。
类似地，不可伸展性织物元件1、2可包含各种材料，包括刚度高于氨纶但仍具有弹性的织物。在这一情况下，将无需元件4、5，这是由于整个软式护具600将拉伸和接触以平整地贴附于穿戴者。元件1、2所采取的具体路径可遵循如前所述任何传递力的路径。例如，元件1、2可理想地在身体对侧沿骨盆的髂嵴顶部延伸，而在身体同侧其可在髂嵴下方卷绕于身体周围，或可具有分支，一枝通向髂嵴下方，一枝通向髂嵴上方。当大腿向后伸展时，该软式护具600通过向前拉动大腿起作用，从而在髋部产生扭矩，所述扭矩可帮助腿部返回至中立位置，所述中立位置在穿上软式护具或随后移动所述软式护具时将受到软式护具600位置影响。
图72(b)示出了图72(a)的软式护具600，其具有额外元件6，所述额外元件6位于穿戴者大腿和腹部之间的折痕上方。这一元件6可包含弹性材料，从而提供与元件1、2相连接的给定刚度，在此情况下使其很大程度上具有不可延展性。增加弹性元件6将降低软式护具600的刚度，从而对于给定的髋部角位移而言，在髋部周围提供较小的扭矩。然而，增加弹性元件(其可包含橡胶、硅酮、不同类型的氨纶、数层氨纶、弹性绑带、或其它材料)可减少整个系统的滞后作用，从而在腿部偏转发生屈曲并随后再次向前移动时向穿戴者的腿部送回更多能量。
图73(a)示出了与72(b)中相类似的软式护具600，不同之处在于图73(a)中描述的配置被设计用于辅助髋部伸展。在此情况下，若穿戴者向前移动膝部，软式护具600将拉动大腿前方以尝试使大腿回到垂直取向。这可以在多种情况下有用，例如当下坡行走时，此时髋部承受升高量的扭矩。在此情况下，软式护具600可提供该力的一部分从而使肌肉做更少的功。软式护具600的另一可能的用途将在于，在某人负有沉重背包上坡行走时起到作用。在此情况下，在步态周期开始时，髋部周围存在着巨大力矩，这是由于人将其整个身体重量和背包重量置于一条腿上。若使用者穿戴适于辅助髋部伸展的软式护具600，其将仍需消耗额外能量，从而在将腿置于地面之前使腿部抬起，但这一额外能量将被用于拉伸所述护具(例如拉伸元件6，所述元件6位于臀部和大腿间的折痕处)。当使用者一经将其足部置于地面，软式护具600可随后平行于其臀肌施加力，允许臀肌在向上提举其重量以及其背包重量时的步态周期部分内做更少的功。最后，图73(b)示出了同时适于辅助髋部屈曲和髋部伸展的软式护具600系统，其通过将图72(a)和73(a)的系统进行组合而得以实现。
图74示出了另一可能的实施方案，其中图72-73的软式护具600在大腿前方包含弹性元件6，并且图74进一步描述了对护具在大腿前方的长度进行调整的方法。在这一情况下，穿戴者可张紧或放松软式护具600(例如通过将位于元件6顶部边缘的固定于软式护具前方更高处或更低处来进行)以使其适合于偏好。在这一情况下，元件6将与下衬的氨纶相分离，使得其可向上或向下移动，从而固定于软式护具600前方的更高处或更低处。位于元件6顶端边缘处的不可伸展性织物将具有补充手段来向下固定元件6。例如，元件6可在其顶部边缘具有朝向下方的钩。不可伸展性织物下衬可具有朝向上方的环，其处于离元件6的标称位置上方和下方一定距离处。图72和73中的元件4和5也可具有这一结构。
对于图72A所示的软式外装护具600的实施方式，在正常行走期间，髋部在步态30-70％附近发生伸展。最初时，髋部在步态周期30-50％吸收功率，并随后在50-70％产生功率。当穿戴软式外装护具600的图72A-72B的实施方式时，软式外装护具接管肌肉某些功能，在这一时间段内吸收并产生功率。图73A中的软式外装护具600的实施方式可能部分地有利于在多变地形(例如崎岖地形、爬山等)上移动，无论上坡还是下坡均是如此。在上坡和下坡行走期间，髋部在伸展方向支持升高的扭矩。对于下坡行走，图73A中的软式外装护具600将被动地向髋部提供支持，以减少所需的肌肉活动。对于上坡行走，当足部置于地面上时，图73中的软式外装护具600必须通过抬起膝部来进行预伸展。随后，护具将与肌肉平行作用，从而减少身体所需的伸展扭矩。
尽管示出了图72-73中软式外装护具600的主要功能元件，然而也可包括额外元件。例如，也可在所示区域以外(如延伸至腿部侧方)引入功能性织物(例如不可伸展性织物、可拉伸织物等)。
再次回到上述软式外装护具100的实施方式，此类实施方式可有利地用于各种不同应用，包括但不限于医学应用、体育或休闲应用、和/或控制系统输入。对于医学应用，软式护具100提供成本效率高、易于使用(例如易于穿上和脱却)、感觉舒适的护具，使得在康复治疗(例如中风后康复、身体康复等)期间和之后改善患者预后(例如活动范围)的评价，并可用于临床和/或在患者家中使用。所感测的数据(例如关节角、推荐的重复理疗表现等)不仅可用于追踪进展以将其用作改变治疗方案的输入值，也可用于(或可能需要用于)保证依从性，例如由健康保险公司使用，所述健康保险公司寻求保证患者正尽力保证自身的良好状态。
根据软式护具100的至少一些方面，所感测的数据可有利地本地存储至物理存储装置(例如固态存储器)，可将所述物理存储装置插入使用者的家用计算机、无线设备、或家庭保健监控装置(例如数据记录装置和/或无线通信装置)以进行记录和/或传输。在一些方面，软式护具100传感器有利地与使用者的装置(例如智能手表、智能电话或平视显示设备)联网(例如经由蓝牙或其它跳频扩频(FHSS)系统进行)。
回到软式护具100，特别是建立用于在正常行走和上坡/下坡行走期间辅助髋部伸展的系统(参见，例如图71A-71H的软式外装护具)，图75示出在水平行走期间的髋关节扭矩，其中，软式外装护具在步态周期约0％至约25％之间致动，在步态周期约25％至约75％之间未致动，并在步态周期约75％至约100％之间再次致动。正扭矩对应于髋部伸展(与致动相关的曲线部分)，而负扭矩对应于髋部屈曲(与未致动相关的曲线部分)。两个控制方案可用于提供该辅助，基于位置的控制和基于力和导纳的控制。
对于基于位置的控制，在正常步态内，髋部伸展在足跟着地之前开始。基于位置的控制方案需要将这一特征纳入考量。为了获得关于正常步态期间的步频信息，使用脚踏开关来检测足跟着地。通过由前次足跟着地的时间减去本次足跟着地的时间对单步时间进行测量。随后将这一信息储存在缓冲区内，其随后包括步频。通过对缓冲区内储存的踏步数据或由其衍生的数据进行平均，可通过将特定时间加至上一次足跟着地事件来对下一次足跟着地进行预测。在该情况下，位置控制是指当系统时间达到预测的下次足跟着地时间时，重放固定轨迹。为了使位置控制器适应于不同速度，所述固定轨迹进行时标处理(time-scaled)，意味着轨迹的峰从不变化，但电动机达到该最大值的时间可根据测得的步频而改变。
图76示出了平地行走期间所记录数据的摘录，其描述了力曲线、电动机位置和脚踏开关信号的曲线。由曲线705可以看出，电动机在发生如曲线710所示的足跟着地前就开始旋转。通过重放经时标处理的电动机轨迹，产生了对应的力，如曲线715所示。注意到该力为缆线中的力而非实际髋部力矩。这种基于位置的控制的主要不利之处在于需对系统进行至少轻度的预张紧，以允许轨迹重放以施加所需的力。否则，系统将主要卷起松弛的缆线，从而导致施加的力较低。
对于基于力和导纳的控制，基于力的控制可有利地用于追踪髋部运动。由于缆线中总是具有轻度(<5N)张力，因此控制器能够跟随髋部运动，其消除了基于位置的控制的主要不利之处。由于基于位置的控制对于施加的力矩和对于辅助使用者显示出良好结果，因此导纳控制被选为系统的高级控制器。电动机仍是位置控制的，其形成内控制回路。通过创建有效的位置控制器，可忽略类似于惯性和摩擦的实体系统性质。通过增加外侧导纳控制回路，可对系统行为进行模拟并相应地成型为实体系统。控制器设定点、期望值以及误差现在均成为该特定情况下的力。
为了遵循髋部伸展的正确扭矩曲线(参见图75)，首先使用脚踏开关来对控制器进行同步。相同的原理也完全适用于位置控制器。通过使用导纳控制器对髋部运动进行追踪，使得系统无需脚踏开关也可运行。脚踏开关仅能提供足跟着地发生的时间。类似信息可通过对电动机编码器进行读取并标记伸展转为屈曲的点而获得。通过获知该特定点，与使用脚踏开关相同的原理也同样适用。如前所述，使用电动机编码器信号来对髋部角度进行估测。尽管如此，并非必须获知准确角度，这是由于使控制器与步态相同步所需的唯一信息为伸展与屈曲之间的转变。
尽管关于软式外装护具100和软式护具600的上述概念已根据基于地面的应用进行了描述，所述应用通常适合于诸如行走、跑动或康复的活动，然而所述软式外装护具和所述外装护具也适合于在潮湿或潜在的潮湿环境中应用(例如越野滑雪、水肺式潜水等)，所述应用使用合适的材料、附连件、以及适于所述活动的连接件。举例来说，软式外装护具100和软式护具600可集成于潜水服中或紧身防水服中，且致动系统200包裹于中性的浮力防水包中，从而使得潜水者可附连至空气罐。
在期望软式外装护具100或软式护具600与远程计算机或远程控制系统(和/或指挥控制系统)通信的应用中，可有利地将可穿戴式天线集成于软式外装护具100或软式护具600中，例如但不限于：Pharad(Hanover，MD)可穿戴式天线产品(适当选定频率和应用以用于所述活动)或Patria(Helsinki，Finland)可洗式可穿戴天线。
其它实施方式也处于本发明的范围和精神之内。例如，由于软件的性质，上述功能可使用软件、硬件、固件、硬接线以及上述内容的组合而得以实现。实施功能的特征也可在物理上位于多个位置，包括进行分配使得各部分功能在不同物理位置处实施。
根据本发明构思的至少一些方面，本文所公开的软式外装护具可有利地具有足够的柔性和轻量性，以允许将所述软式外装护具穿戴于衣物下方。在至少一些方面，将软式外装护具连接元件、节点和任选的锚定点集成于可穿戴内衣中。
更进一步地，根据本发明构思的任何公开方面的软式外装护具100可进一步配置，从而以无线方式与各种其它用户设备互动和/或通过有线连接与各种其它用户设备互动。举例来说，软式外装护具100可包括适于利用来自软式外装护具的电源进行供电的接口和连接件，所述接口和连接件在有需要时(例如在Tier-1环境中操作时)，当软式外装护具中仍有足够备用电力时，对一个或多个其它外部设备(例如通讯装置、夜视眼镜、GPS设备等)进行供电。类似地，可设置接口和连接件以使得可由外部源(例如车载电池、固定电池、手提太阳能电池、可穿戴太阳能电池、组合有适合于电网电压/频率的适配器的交流电源输出等等)对软式外装护具的电池系统进行充电。
图79示出了根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具组件(此处为鞋具附连元件)的实例，所述组件由软式材料(例如氯丁橡胶)制成，包括触觉致动器(例如压电致动器、压电纤维、双压电晶片、非硬质压电元件、电活性聚合物等)，用于向穿戴者提供输入。在至少一方面，有利地将小型触觉致动器集成于软式外装护具100的一个或多个区域中(例如任何由图54A中的织物覆盖之处、位于连接元件下方、位于大腿支具120下方等)。这些触觉致动器对于随机共振(SR)效应而言可以是亚阈值的(从而使人不会感觉到震动)或者是超阈值的(从而使人感觉到震动)，并提供用户-机器接口，其能够通知用户穿戴者正在正确或错误地做某事(例如正确地进行移动、错误地进行移动、接近预定限制、超出预定限制、进行关节的最小所需运动等)。在图79的实例中，将具有隔离外壳的压电致动器嵌入于织物袋槽内，所述袋槽位于踝部支具内侧。绝缘电缆将附连的电子箱连接至所述压电致动器。
此类触觉致动器可作为人体平衡的反馈控制系统起作用。在这一反馈回路中，外界刺激触发体内的感受器、机械感受器，从而将与该刺激有关的信息发送至中枢神经系统，后者随后向肌肉发出信号。用于平衡的机械感受器位于下肢的皮肤、肌肉、肌腱以及其它软组织。为了使感觉神经元发送信号，刺激必须超出最低感觉阈，该最低感觉阈可伴随疲劳或损伤而增加。特定的亚阈值水平噪音的存在有效降低了这一感觉阈，并可用于提高信号识别与检测(SR)。因此，触觉装置无论是亚阈值或超阈值的，均可增强软式外装护具100的穿戴者动静平衡活动的性能。
在本发明构思的至少一些方面，一个或多个软式外装护具组件可包括内部线路(和/或任选的外部线路)，其包含可逆的胶粘剂(例如“壁虎型”胶粘剂，其包含纳米尺度的表面特征，例如但不限于纳米聚合物柱状阵列)。该可逆胶粘剂可促进将软式外装护具相对于躯体而言保持在固定位置。或者可选择性地施加其它表面处理，以提高软式外装护具的内部或外部表面性质。
图80示出了根据本发明构思至少一些方面的软式外装护具组件的实例。所示的软式外装护具配置为在膝部周围提供伸展扭矩，并在踝部周围提供跖屈扭矩，向髋部提供伸展扭矩。在下蹲或下坡行走时，踝部、膝部和髋部在步态周期15-40％或15-60％内(取决于斜坡的陡度以及人的步态)具有这些扭矩。在图80(a)中，显示软式外装护具100包括腰带1，其包括延伸跨越臀部区域直至大腿顶部的襟部(flap)以及分别位于大腿前方和胫骨前方的织物区域2、3。还显示软式外装护具100包括作为附连件包围足部的元件4，其与图26A-26F中的元件130具有相同功能，不同之处在于其与更多的足部区域相接触，使力更为均匀地分散。织物区域2、3以位于其侧方的一段Bowden缆线护套为边界，所述护套在腿外部(外侧方面)以粗线画出，并标记为元件5、6。腿的内部(内侧方面)在元件2、3边缘处具有类似的护套，但在图80中并未示出。
缆线7将腰带1与足部附连件4进行连接，并穿过位于腿内部和外部的这些缆线护套5、6。第二缆线(未示出)在腿内部从腰带1穿至踝部。缆线7末端和位于织物区域2、3边缘处的护套5、6的定位使得缆线在髋关节后方、膝关节(图80中标记为8)前方、以及踝关节后方延伸。从而，若缆线7中存在张力，则在这些关节周围产生适当扭矩。缆线7可包括弹簧或其它回弹或弹性材料，以允许额外的能量存储或吸收。在图80(a)中，所示的系统为被动式系统，其中可在开始下坡行走之前对缆线7进行张紧(例如手动张紧等)直至适当水平。随后可放松缆线7以进行上坡或水平行走，或进行其它活动。
图80(b)示出了与图80(a)中相同的护具，不同之处在于额外增加了另一段Bowden缆线护套9和致动器、离合器或阻尼单元10。致动器可在步态周期中的适当时间点时(例如步态周期约15-40％之间)，在缆线7中产生张力，从而增强软式外装护具在这些关节周围产生的力矩，或一经检出穿戴者正下坡行走(例如通过一个或多个传感器向控制器提供数据表明正进行下坡行走，所述数据包括但不限于加速度计数据、GPS数据、足跟着地的力等)时，仅使张力增强至基准水平。或者，离合器单元(例如10)可卷绕缆线7(例如在步态周期的一部分或大部分内以低的力卷绕)，并在步态周期内的合适的点内使缆线保持就位以在护具中产生力。在其它方面，该离合器单元(例如10)可配置为以轻量弹簧连续卷绕所述缆线，并在随后若缆线7由于行走的生物力学而被拉出时，所述离合器单元可向缆线施加阻尼力，从而在护具中产生瞬态力，这可有利于使用者。
此外，尽管上述说明指的是本发明，然而上述说明也可包括多于一个的发明。这些实施方式中的每一个以及其明显变体也被考虑为落入所要求的发明的精神和范围之内，其中至少一些方面阐述于下述权利要求之中。

Claims (37)

1.一种可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具包括：
第一锚定元件，所述第一锚定元件被配置为位于穿戴所述可穿戴软式外装护具的人的第一身体部分处或位于所述第一身体部分附近；
第二锚定元件，所述第二锚定元件被配置为位于穿戴所述可穿戴软式外装护具的人的第二身体部分处或位于所述第二身体部分附近；
至少一个柔性连接元件，所述柔性连接元件在所述第一锚定元件和所述第二锚定元件之间延伸，并且跨越位于所述第一锚定元件和所述第二锚定元件之间的至少一个关节；
至少一个致动器，所述致动器被配置为向所述至少一个柔性连接元件施加张力；以及
至少一个控制器，所述控制器被配置为用于在所述至少一个关节进行移动期间，响应于在移动期间发生的一个或多个步态事件对所述至少一个致动器进行致动，以在所述至少一个关节周围产生有益力矩。
2.如权利要求1所述的可穿戴软式外装护具，
其中，所述至少一个柔性连接元件包括多个柔性连接元件，并且
其中，对所述多个柔性连接元件中的至少一些进行连接，以形成至少一个节点。
3.如权利要求1所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述第一锚定元件和所述第二锚定元件中的至少一个包含鞋具锚定元件、腰带锚定元件、肩部绑带锚定元件、或节点。
4.如权利要求1所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述第一锚定元件和所述第二锚定元件中的至少一个由下列材料中的至少一种形成：织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料。
5.如权利要求1-4中任一项所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述至少一个柔性连接元件包含织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料中的一种。
6.如权利要求5所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述至少一个致动器包含至少一个电动机驱动的致动器、至少一个气动致动器、或至少一个液压致动器。
7.如权利要求6所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述至少一个致动器被设置于下述位置：所述第一锚定元件与所述第二锚定元件之间、所述第一锚定元件或所述第二锚定元件中的至少一个与至少一个节点之间、两个节点之间、或所述多个柔性连接元件中的两者之间。
8.如权利要求6所述的可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具进一步包括：
至少一个大腿支具。
9.如权利要求6所述的可穿戴软式外装护具，
其中，所述第二锚定元件包括鞋具锚定元件；
其中，所述第一锚定元件包括腰带锚定元件；并且
其中，所述至少一个致动器包括电动机驱动的致动器，所述电动机驱动的致动器被配置为用于经由柔性带状物或柔性缆线向所述第二锚定元件施加张力；并且
其中，施加至所述第二锚定元件的力经由在所述第一锚定元件和所述第二锚定元件之间延伸的所述至少一个柔性连接元件而被分散至至少所述第一锚定元件上。
10.如权利要求9所述的可穿戴软式外装护具，
其中，所述多个柔性连接元件包括：位于所述腰带锚定元件的第一侧上的第一柔性连接元件，所述第一柔性连接元件被配置为从所述腰带延伸至穿戴者的第一大腿中心附近的位置；位于所述腰带锚定元件的第一侧上的第二柔性连接元件，所述第二柔性连接元件被配置为从所述腰带延伸至所述穿戴者的第二大腿中心附近的位置；位于所述腰带锚定元件的第二侧上的第三柔性连接元件，所述第三柔性连接元件配置为从所述腰带延伸至所述穿戴者的第二大腿中心附近的位置；以及位于所述腰带锚定元件的第二侧上的第四柔性连接元件，所述第四柔性连接元件被配置为从所述腰带延伸至所述穿戴者的第一大腿中心附近的位置；
其中，所述第一柔性连接元件和所述第四柔性连接元件相连接，在所述穿戴者的第一大腿中心附近的位置处形成第一节点；并且
其中，所述第二柔性连接元件和所述第三柔性连接元件相连接，在所述穿戴者的第二大腿中心附近的位置处形成第二节点。
11.如权利要求10所述的可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具进一步包括：
用于所述穿戴者第一大腿的第一大腿支具；
用于所述穿戴者第二大腿的第二大腿支具；
将所述第一节点连接至所述第一大腿支具的一个或多个柔性连接元件；以及
将所述第二节点连接至所述第二大腿支具的一个或多个柔性连接元件。
12.如权利要求11所述的可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具进一步包括：
第一外侧小腿柔性连接元件，所述第一外侧小腿柔性连接元件连接至所述第一大腿支具；
第一内侧小腿柔性连接元件，所述第一内侧小腿柔性连接元件连接至所述第一大腿支具；
第二外侧小腿柔性连接元件，所述第二外侧小腿柔性连接元件连接至所述第二大腿支具；以及
第二内侧小腿柔性连接元件，所述第二内侧小腿柔性连接元件连接至所述第二大腿支具。
13.如权利要求12所述的可穿戴软式外装护具，
其中，所述至少一个致动器包括电动机驱动的致动器，所述电动机驱动的致动器被配置为用于驱动第一缆线以及驱动第二缆线，所述第一缆线附连至穿戴者第一足上的第一鞋具锚定元件，所述第二缆线附连至穿戴者第二足上的第二鞋具锚定元件。
14.如权利要求13所述的可穿戴软式外装护具，
其中，所述第一鞋具锚定元件和所述第二鞋具锚定元件包括鞋具内底插入件，所述鞋具内底插入件界定了缆线通道；
其中，所述第一缆线的远端在踝关节近侧的位置处被固定至所述第一鞋具锚定元件，从而在所述第一缆线被致动时在第一踝部周围产生扭矩；并且
其中，所述第二缆线的远端在踝关节近侧的位置处被固定至所述第二鞋具锚定元件，从而在所述第二缆线被致动时在第二踝部周围产生扭矩。
15.如权利要求1所述的可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具进一步包括：
至少一个传感器，所述传感器被配置为：为所述至少一个关节向所述至少一个控制器提供关节角信息。
16.如权利要求1所述的可穿戴软式外装护具，所述可穿戴软式外装护具进一步包括：
至少一个传感器，所述传感器被配置为：为所述软式外装护具的穿戴者向所述至少一个控制器提供步态信息。
17.如权利要求16所述的可穿戴软式外装护具，其中，所述步态信息包括足跟着地，并且其中，在移动期间发生的所述一个或多个步态事件包括所述足跟着地。
18.一种用于在一个或多个关节周围产生力的系统，所述系统包括：
软式外装护具，所述软式外装护具包括多个锚定元件和至少一个柔性连接元件，所述柔性连接元件位于所述多个锚定元件之间；
至少一个传感器，所述传感器被配置为用于在移动期间输出与所述至少一个柔性连接元件之中的张力相关的信号；
至少一个致动器，所述致动器被配置为用于改变所述软式外装护具中的张力；以及
至少一个控制器，所述控制器被配置为用于监测来自所述至少一个传感器输出的信号，以检测在移动期间发生的一个或多个步态事件，并且用于响应于对所述一个或多个步态事件的检测而对所述至少一个致动器进行致动，以在所述软式外装护具中产生张力。
19.如权利要求18所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，
其中，所述至少一个柔性连接元件适于在所述多个锚定元件之间传递张力。
20.如权利要求19所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，
其中，所述多个锚定元件中的至少一个由以下材料中的至少一种形成：织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料；并且
其中，所述至少一个柔性连接元件中的至少一个由以下材料中的至少一种形成：织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料。
21.如权利要求20所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，其中，所述多个锚定元件包括以下选项中的至少一个：鞋具锚定元件、腰带锚定元件、或肩部绑带锚定元件。
22.如权利要求18所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，其中，所述至少一个控制器被配置为：响应于超出预定阈值水平的所监测到的信号而对所述至少一个致动器进行致动。
23.如权利要求22所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，其中，所述至少一个控制器被配置为：在确定所监测到的信号超出所述预定阈值水平之后，在预先规定的延迟之后、或在预先规定的延迟范围内，对所述至少一个致动器进行致动。
24.如权利要求18所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，
其中，所述至少一个柔性连接元件包括至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片；并且
其中，所述至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片以最低拉伸的轴进行取向，所述最低拉伸的轴沿着在使用所述软式外装护具期间所述至少实质上扁平的片受张力作用的方向取向。
25.如权利要求24所述的用于在一个或多个关节周围产生力的系统，
其中，所述至少一个柔性连接元件包括多个柔性连接元件，
其中，所述多个柔性连接元件包括多个至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片，并且
其中，所述多个至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片中的至少一些彼此相接合。
26.一种用于辅助人移动肢体的方法，所述方法用于非治疗目的并包括以下动作：
穿上软式外装护具，所述软式外装护具包括第一锚定元件、第二锚定元件、至少一个柔性连接元件、传感器以及至少一个控制器，所述柔性连接元件在所述第一锚定元件与所述第二锚定元件之间延伸，并越过至少一个关节，所述传感器被配置为用于在移动期间输出与所述至少一个柔性连接元件之中的张力相关的信号；
对所述至少一个柔性连接元件之中的张力进行感测，并将与所述张力相关的信号输出至所述至少一个控制器；以及
使用所述至少一个控制器对输出信号进行监测，以检测在移动期间发生的一个或多个步态事件，并使得所述至少一个致动器响应于对所述一个或多个步态事件的检测而进行致动，从而改变所述软式外装护具中的张力。
27.如权利要求26所述的用于辅助人移动肢体的方法，其中，所述软式外装护具包含多个柔性连接元件，所述柔性连接元件位于所述多个锚定元件之间，并且其中，所述至少一个传感器被配置为用于输出与所述多个柔性连接元件中的至少一个之中的张力相关的信号。
28.如权利要求26所述的用于辅助人移动肢体的方法，
其中，所述第一或第二锚定元件中的至少一个由以下材料中的至少一种形成：织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料；并且
其中，所述至少一个柔性连接元件由以下材料中的至少一种形成：织带、绑带、绳、功能性纺织品、织物、金属线、缆线、或复合材料。
29.如权利要求28所述的用于辅助人移动肢体的方法，其中，所述第一和第二锚定元件包括下列选项中的至少一个：鞋具锚定元件、腰带锚定元件、或肩部绑带锚定元件。
30.如权利要求26所述的用于辅助人移动肢体的方法，其中，所述至少一个控制器被配置为：响应于超出预定阈值水平的所监测到的信号而对所述至少一个致动器进行致动。
31.如权利要求30所述的用于辅助人移动肢体的方法，其中，所述至少一个控制器被配置为：在确定所监测到的信号超出所述预定阈值水平之后，在预先规定的延迟之后、或在预先规定的延迟范围内，对所述至少一个致动器进行致动。
32.如权利要求27所述的用于辅助人移动肢体的方法，
其中，所述至少一个柔性连接元件包括至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片；并且
其中，所述至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片以最低拉伸的轴进行取向，所述最低拉伸的轴沿着在使用所述软式外装护具期间所述至少实质上扁平的片受张力作用的方向取向。
33.如权利要求32所述的用于辅助人移动肢体的方法，
其中，所述至少一个柔性连接元件包括多个柔性连接元件，
其中，所述多个柔性连接元件包括多个至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片，并且
其中，所述多个至少实质上扁平的功能性纺织品或织物片中的至少一些彼此相接合。
34.一种用于在一个或多个关节周围产生力的被动式软式外装护具，所述被动式软式外装护具包括：
上部锚定元件和多个下部锚定元件；以及
多个至少实质上不可伸展的连接元件，所述连接元件位于所述上部锚定元件和所述多个下部锚定元件之间，并沿着传递张力的路径设置，使得允许沿所述路径传递张力；
其中，所述连接元件被配置为用于向髋部被动地提供可回复的扭矩，从而使大腿偏向中立位置。
35.如权利要求34所述的用于在一个或多个关节周围产生力的被动式软式外装护具，其中，将弹性元件设置在所述连接元件中的至少一些之间，从而减少所述软式外装护具的滞后作用并向穿戴者的腿部送回更多能量。
36.如权利要求34所述的用于在一个或多个关节周围产生力的被动式软式外装护具，其中，所述上部锚定元件包括腰带。
37.如权利要求36所述的用于在一个或多个关节周围产生力的被动式软式外装护具，其中，所述多个下部锚定元件各自包括大腿支具。
CN201380060123.8A 2012-09-17 2013-09-17 用于辅助人类运动的软式外装护具 Active CN104869969B (zh)

Applications Claiming Priority (7)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261701970P 2012-09-17 2012-09-17
US61/701,970 2012-09-17
US201361829686P 2013-05-31 2013-05-31
US61/829,686 2013-05-31
US201361873433P 2013-09-04 2013-09-04
US61/873,433 2013-09-04
PCT/US2013/060225 WO2014109799A1 (en) 2012-09-17 2013-09-17 Soft exosuit for assistance with human motion

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104869969A CN104869969A (zh) 2015-08-26
CN104869969B true CN104869969B (zh) 2017-06-09

Family

ID=51167283

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380060123.8A Active CN104869969B (zh) 2012-09-17 2013-09-17 用于辅助人类运动的软式外装护具

Country Status (7)

Country Link
US (3) US9351900B2 (zh)
EP (2) EP2895133B1 (zh)
JP (2) JP2015529574A (zh)
KR (1) KR20150077413A (zh)
CN (1) CN104869969B (zh)
CA (1) CA2885228C (zh)
WO (1) WO2014109799A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110575350A (zh) * 2019-09-19 2019-12-17 深圳睿瀚医疗科技有限公司 一种柔性踝关节康复机器人系统

Families Citing this family (247)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB0903534D0 (en) * 2009-03-03 2009-04-08 Leicester Gordon C Safety harness
US9656117B2 (en) 2009-06-19 2017-05-23 Tau Orthopedics, Llc Wearable resistance garment with power measurement
US10124205B2 (en) 2016-03-14 2018-11-13 Tau Orthopedics, Llc Toning garment with modular resistance unit docking platforms
US11064910B2 (en) 2010-12-08 2021-07-20 Activbody, Inc. Physical activity monitoring system
JP5876358B2 (ja) 2012-03-30 2016-03-02 国立大学法人九州大学 歩行運動補助具
US10133849B2 (en) 2012-06-19 2018-11-20 Activbody, Inc. Merchandizing, socializing, and/or gaming via a personal wellness device and/or a personal wellness platform
US10102345B2 (en) 2012-06-19 2018-10-16 Activbody, Inc. Personal wellness management platform
US9230064B2 (en) 2012-06-19 2016-01-05 EZ as a Drink Productions, Inc. Personal wellness device
CA2885228C (en) 2012-09-17 2021-07-20 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
JP2014128464A (ja) * 2012-12-28 2014-07-10 Tokyo Institute Of Technology 歩行支援装置および歩行支援方法
KR101959330B1 (ko) 2013-03-15 2019-03-21 에스알아이 인터내셔널 인간 신체 보강 시스템
US9662262B2 (en) * 2013-05-06 2017-05-30 Springactive, Inc. Joint torque augmentation system and method for gait assistance
US9229476B2 (en) 2013-05-08 2016-01-05 EZ as a Drink Productions, Inc. Personal handheld electronic device with a touchscreen on a peripheral surface
CA2911275A1 (en) 2013-05-31 2014-12-04 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
EP3014394B1 (en) 2013-07-05 2022-06-22 Rubin, Jacob A. Whole-body human-computer interface
US9262064B2 (en) * 2013-07-09 2016-02-16 EZ as a Drink Productions, Inc. Handheld computing platform with integrated pressure sensor and associated methods of use
US9615992B2 (en) 2013-07-30 2017-04-11 Lockheed Martin Corporation System and method for supplementing circulation in a body
JP2016539723A (ja) 2013-12-09 2016-12-22 プレジデント アンド フェローズ オブ ハーバード カレッジ 補助的な可撓性スーツ、可撓性スーツシステム、ならびにそれを作製および制御して人間の可動性を補助するための方法
US10611020B2 (en) 2013-12-19 2020-04-07 Roam Robotics Inc. Pneumatic exomuscle system and method
US10012229B2 (en) * 2013-12-19 2018-07-03 Other Lab Llc Diaphragm compressor system and method
FR3015963B1 (fr) * 2013-12-27 2016-01-22 Zedel Dispositif de mouflage ameliore
US20150220158A1 (en) * 2014-01-07 2015-08-06 Nod Inc. Methods and Apparatus for Mapping of Arbitrary Human Motion Within an Arbitrary Space Bounded by a User's Range of Motion
US9710964B2 (en) * 2014-01-23 2017-07-18 Max-Planck-Gesellschaft Zur Foerderung Der Wissenschaften E.V. Method for providing a three dimensional body model
EP3102171A4 (en) 2014-02-05 2018-03-28 President and Fellows of Harvard College Systems, methods, and devices for assisting walking for developmentally-delayed toddlers
US10864100B2 (en) 2014-04-10 2020-12-15 President And Fellows Of Harvard College Orthopedic device including protruding members
US9498395B2 (en) * 2014-04-16 2016-11-22 Stephen C. Golden, JR. Joint movement detection device and system for coordinating motor output with manual wheelchair propulsion
CA2945827A1 (en) * 2014-04-16 2015-10-22 The Commonwealth Of Australia Exoskeleton system for load carrying
US10124246B2 (en) 2014-04-21 2018-11-13 Activbody, Inc. Pressure sensitive peripheral devices, and associated methods of use
US9782892B2 (en) * 2014-05-02 2017-10-10 Ekso Bionics, Inc. Exoskeleton and method of increasing the flexibility of an exoskeleton joint
US9757254B2 (en) * 2014-08-15 2017-09-12 Honda Motor Co., Ltd. Integral admittance shaping for an exoskeleton control design framework
US10232165B2 (en) 2015-01-29 2019-03-19 Elwha Llc Garment system including at least one sensor and at least one actuator responsive to the sensor and related methods
US9687404B2 (en) 2014-08-26 2017-06-27 Elwha Llc Garment system including at least one muscle or joint activity sensor and at least one actuator responsive to the sensor and related methods
US10668305B2 (en) 2014-08-26 2020-06-02 Elwha Llc Garment system including at least one therapeutic stimulation delivery device and related methods
JP5876550B1 (ja) * 2014-08-28 2016-03-02 国立大学法人九州大学 関節運動補助装置
US10231851B2 (en) * 2014-08-29 2019-03-19 Conor J. MADDRY Pneumatic electromyographic exoskeleton
EP3708079A1 (en) * 2014-09-19 2020-09-16 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
CN104236925A (zh) * 2014-10-08 2014-12-24 重庆大学 微型电动汽车乘员坐姿影响试验中的传感器固定装置
US9342153B2 (en) * 2014-10-14 2016-05-17 Sony Corporation Terminal device and method for controlling operations
KR102342072B1 (ko) * 2014-10-14 2021-12-22 삼성전자주식회사 보행 보조를 제어하기 위한 장치 및 그 방법
US11052010B2 (en) * 2014-10-29 2021-07-06 Murata Machinery, Ltd. Training device and method for correcting force
US10561564B2 (en) * 2014-11-07 2020-02-18 Unlimited Tomorrow, Inc. Low profile exoskeleton
JP6284879B2 (ja) 2014-12-26 2018-02-28 本田技研工業株式会社 運動補助装置
TWI549666B (zh) * 2015-01-05 2016-09-21 國立清華大學 具有測量僵硬程度的功能之復健系統
KR102346198B1 (ko) * 2015-01-07 2021-12-31 삼성전자주식회사 구동 모듈 및 이를 포함하는 운동 보조 장치
JP6489422B2 (ja) * 2015-01-28 2019-03-27 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシストウェア、アシストウェアの作動方法、及び、制御プログラム
CN104644408B (zh) * 2015-02-10 2016-10-19 张峡 关节保健系统以及基于该关节保健系统的关节保健方法
WO2016134103A1 (en) * 2015-02-18 2016-08-25 The Regents Of The University Of California Semi-passive control system and method for assistive orthoses
EP3261591A4 (en) * 2015-02-25 2018-12-05 SRI International Flexgrip
WO2016160624A1 (en) 2015-03-27 2016-10-06 Other Lab Llc Lower-leg exoskeleton system and method
WO2016168664A1 (en) * 2015-04-15 2016-10-20 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Cutaneous stimulation devices and methods of using the same
US10678896B2 (en) 2015-06-30 2020-06-09 Samsung Electronics Co., Ltd. Methods and apparatuses for updating user authentication data
US9782322B2 (en) 2015-07-16 2017-10-10 Honda Motor Co., Ltd. Resistive exoskeleton control design framework
KR102133933B1 (ko) * 2015-07-27 2020-07-21 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 이를 수행하는 장치
JP6591818B2 (ja) * 2015-07-30 2019-10-16 ファナック株式会社 産業用ロボットシステムおよびその制御方法
US9676098B2 (en) 2015-07-31 2017-06-13 Heinz Hemken Data collection from living subjects and controlling an autonomous robot using the data
US10166680B2 (en) 2015-07-31 2019-01-01 Heinz Hemken Autonomous robot using data captured from a living subject
EP3334572A4 (en) 2015-08-11 2019-04-10 Nanyang Technological University EXOSKELETON
KR102485718B1 (ko) * 2015-08-11 2023-01-06 삼성전자주식회사 보행 보조 장치의 토크 계산 방법 및 장치
JP6710029B2 (ja) * 2015-08-31 2020-06-17 ダイヤホールディングス株式会社 アクチュエータ及び身体支援装置
US9802314B2 (en) * 2015-10-01 2017-10-31 Disney Enterprises, Inc. Soft body robot for physical interaction with humans
RU2598124C1 (ru) * 2015-10-19 2016-09-20 Общество С Ограниченной Ответственностью "Экзоатлет" Способ задания желаемых траекторий движения экзоскелета для передвижения пользователя с нарушением функций опорно-двигательного аппарата, устройство содействия ходьбе этого пользователя и способ управления этим устройством
KR102384150B1 (ko) * 2015-11-04 2022-04-08 삼성전자주식회사 조인트 어셈블리 및 이를 포함하는 운동 보조 장치
CA3004758A1 (en) * 2015-11-09 2017-05-18 Guy WILMINGTON Locomotion assistance means
EP3173053A1 (en) * 2015-11-26 2017-05-31 Samsung Electronics Co., Ltd. Frame assembly and motion assistance apparatus including the same
US10386047B2 (en) * 2015-12-29 2019-08-20 Revella, Inc. Fabric with embedded illumination device
CN106974632A (zh) * 2016-01-15 2017-07-25 研能科技股份有限公司 穿戴式装置
CN105476822A (zh) * 2016-02-29 2016-04-13 河北工业大学 一种肌电控制的外骨骼助行机器人
JP6568940B2 (ja) * 2016-03-10 2019-08-28 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー ユーザーを支持するロボットシステム
WO2017160751A1 (en) * 2016-03-13 2017-09-21 President And Fellows Of Harvard College Flexible members for anchoring to the body
US10576620B1 (en) * 2016-04-08 2020-03-03 Ikutuki Robotic mobility device and control
US10555865B2 (en) * 2016-05-25 2020-02-11 Carnegie Mellon University Torque control methods for an exoskeleton device
WO2018003371A1 (ja) * 2016-06-30 2018-01-04 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 歩行アシスト装置、及び制御方法
US10548802B2 (en) * 2016-07-11 2020-02-04 Shervin Aslani Mechanical lower limb assistive device
US9533786B1 (en) 2016-07-15 2017-01-03 Feinstein Patents, Llc Self-fitting, self-adjusting, automatically adjusting and/or automatically fitting fastener or closing device for packaging
WO2018017436A1 (en) * 2016-07-22 2018-01-25 President And Fellows Of Harvard College Controls optimization for wearable systems
US10688714B2 (en) 2016-07-28 2020-06-23 Purdue Research Foundation Methods and systems for fabricating elastomer-based electronic devices and devices formed thereby
EP3504032A4 (en) * 2016-08-23 2020-05-20 Superflex, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR AN ASSISTANCE EXOCOSTUM SYSTEM
US11020261B2 (en) 2016-08-23 2021-06-01 Seismic Holdings, Inc. Patch systems for use with assistive exosuit
JP6742196B2 (ja) * 2016-08-24 2020-08-19 Cyberdyne株式会社 生体活動検出装置および生体活動検出システム
CN106325516B (zh) * 2016-08-30 2019-08-27 蔡镇海 一种用于脑机接口实验研究的手臂位置记录装置
KR102556924B1 (ko) * 2016-09-05 2023-07-18 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 이를 수행하는 장치
JP6832530B2 (ja) * 2016-09-30 2021-02-24 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシストシステム、アシスト方法及びコンピュータプログラム
US10772785B2 (en) * 2016-10-03 2020-09-15 Springactive, Inc. Personal augmentation suit and method for assisted human motion
JP6851021B2 (ja) 2016-10-05 2021-03-31 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト方法及びプログラム
KR102258571B1 (ko) 2016-10-13 2021-05-31 디파이, 인크. 일방향 작동식 외골격 장치
EP3538836A4 (en) 2016-11-09 2020-07-15 Randall Alley LOAD DISTRIBUTION SYSTEMS AND EQUIPMENT FOR CARRYING LOADS
JP6508167B2 (ja) * 2016-11-11 2019-05-08 トヨタ自動車株式会社 歩行訓練システム
US11036295B2 (en) 2016-11-23 2021-06-15 Microsoft Technology Licensing, Llc Electrostatic slide clutch
US10912666B2 (en) * 2016-12-08 2021-02-09 University Of Washington Energy storage device for an exoskeleton
WO2018118004A1 (en) 2016-12-19 2018-06-28 Intel Corporation Wearable assistive jamming apparatus and related methods
KR20180076759A (ko) * 2016-12-28 2018-07-06 삼성전자주식회사 센서 장치 및 센서 장치를 이용하는 보행 보조 장치
KR20180076694A (ko) 2016-12-28 2018-07-06 삼성전자주식회사 운동 보조 장치
EP3342390A1 (en) 2016-12-29 2018-07-04 ETH Zurich Apparatus for supporting a limb of a user against gravity
CA3051105A1 (en) * 2017-02-03 2018-08-09 Roam Robotics Inc. System and method for user intent recognition
CN108451749A (zh) * 2017-02-20 2018-08-28 谷林电器(深圳)有限公司 一种步行辅助装置的控制方法
US20200179213A1 (en) * 2017-03-08 2020-06-11 Abilitech Medical, Inc. Upper torso augmentation system and method
WO2018170170A1 (en) 2017-03-14 2018-09-20 President And Fellows Of Harvard College Systems and methods for fabricating 3d soft microstructures
US10870198B1 (en) * 2017-03-21 2020-12-22 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Back exoskeleton to assist lifting
JP6715793B2 (ja) * 2017-03-23 2020-07-01 株式会社クボタ アシストスーツ
WO2018175859A1 (en) * 2017-03-23 2018-09-27 Georgia Tech Research Corporation Orthotic devices and methods of using the same
WO2018191710A1 (en) 2017-04-13 2018-10-18 Other Lab, Llc Leg exoskeleton system and method
WO2018191777A1 (en) * 2017-04-18 2018-10-25 The Commonwealth Of Australia Improved exoskeleton system for load carrying
US11026859B1 (en) 2017-04-20 2021-06-08 United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Wearable robotic upper body garment
CN106945017A (zh) * 2017-05-02 2017-07-14 山东农业大学 基于肌电信号控制的手臂助力器及其控制方法
US20210085551A1 (en) * 2017-05-11 2021-03-25 Board Of Regents, The University Of Texas System Powered orthosis with combined motor and gear technology
WO2018218336A1 (en) * 2017-05-12 2018-12-06 Exonetik Inc. Exoskeleton, orthosis, wearable device or mobile robots using magnetorheological fluid clutch apparatus
US11253173B1 (en) * 2017-05-30 2022-02-22 Verily Life Sciences Llc Digital characterization of movement to detect and monitor disorders
CN107097251A (zh) * 2017-06-15 2017-08-29 上海岭先机器人科技股份有限公司 一种机器人关节驱动机构以及其中弹性元件刚度确定方法
USD1010028S1 (en) 2017-06-22 2024-01-02 Boost Treadmills, LLC Unweighting exercise treadmill
JP6945145B2 (ja) 2017-06-26 2021-10-06 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
JP6443787B1 (ja) * 2017-06-26 2018-12-26 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト方法
US11000945B2 (en) 2017-06-27 2021-05-11 Massachusetts Institute Of Technology Wearable robotic systems for supporting a load
JP6941817B2 (ja) * 2017-07-10 2021-09-29 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
CN107397653A (zh) * 2017-07-10 2017-11-28 东南大学 一种基于套索传动的柔性膝关节助力康复装置
JP7054801B2 (ja) * 2017-07-18 2022-04-15 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト方法
JP6967717B2 (ja) * 2017-07-28 2021-11-17 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
US10910855B2 (en) * 2017-07-31 2021-02-02 Seyed Mehdi Doorandish Wearable multifunction power bank
US11259980B2 (en) * 2017-07-31 2022-03-01 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Soft inflatable exosuit for knee rehabilitation
KR102449705B1 (ko) 2017-08-23 2022-09-30 삼성전자주식회사 운동 보조 장치
IL282165B2 (en) 2017-08-29 2024-01-01 Roam Robotics Inc System and method for assessing compatibility with an exoskeleton
WO2019046488A1 (en) 2017-08-29 2019-03-07 Roam Robotics Inc. SYSTEM AND METHOD FOR SEMI-SUPERVISED INTENTION RECOGNITION
US11311444B2 (en) * 2017-09-13 2022-04-26 We Ip, Llc Assistive stretching device and method of use
US11850200B2 (en) 2017-09-13 2023-12-26 The Well Effect Company Stretching device to restore and protect against the negative effects of prolonged sitting
US10474236B1 (en) * 2017-09-13 2019-11-12 Facebook Technologies, Llc Haptic device for variable bending resistance
CN107486842A (zh) * 2017-09-27 2017-12-19 北京工业大学 一种穿戴式髋关节柔性助力外衣
JP7065369B2 (ja) * 2017-10-13 2022-05-12 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト装置の作動方法及びプログラム
IL255036B (en) * 2017-10-15 2020-07-30 Luzzatto Yuval Method and device for an activity environment generator
US10772787B2 (en) * 2017-10-20 2020-09-15 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Assistance apparatus, assistance method, and recording medium
CN109693223B (zh) * 2017-10-20 2024-03-26 中国科学院沈阳自动化研究所 一种穿戴式上肢仿生柔性外骨骼机器人及其助力方法
KR101970533B1 (ko) * 2017-10-25 2019-04-19 서기원 자세 교정용 로봇 슈트 및 이를 이용한 자세교정방법
US11246789B2 (en) * 2017-10-27 2022-02-15 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Assistance apparatus, assistance method, and recording medium
JP7228830B2 (ja) * 2017-10-31 2023-02-27 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト装置の作動方法及びプログラム
JP7142254B2 (ja) * 2017-10-31 2022-09-27 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト装置の作動方法及びプログラム
JP7142252B2 (ja) * 2017-10-31 2022-09-27 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト装置の作動方法及びプログラム
JP7142253B2 (ja) * 2017-10-31 2022-09-27 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト装置の作動方法及びプログラム
WO2019087506A1 (ja) * 2017-10-31 2019-05-09 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置、アシスト方法及びプログラム
WO2019094377A1 (en) * 2017-11-07 2019-05-16 Superflex, Inc. Exosuit system systems and methods for assisting, resisting and aligning core biomechanical functions
CN110524527B (zh) * 2017-11-09 2022-07-12 上海司羿智能科技有限公司 外骨骼驱动装置及外骨骼驱动方法
KR102483382B1 (ko) * 2017-11-15 2022-12-30 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 장치
CN108058757B (zh) * 2017-11-27 2019-07-09 华中科技大学 一种双足机器人髌骨变阻抗仿生驱动单元
US10836029B2 (en) * 2017-11-28 2020-11-17 Seismic Holdings, Inc. Exosuit load bearing distribution systems
WO2019133859A1 (en) 2017-12-29 2019-07-04 Haptx, Inc. Haptic feedback glove
CN108098741A (zh) * 2018-01-12 2018-06-01 水逸阳 一种下肢外骨骼助力装置及其控制方法
WO2019157270A1 (en) * 2018-02-08 2019-08-15 Stricker Christian Andrew Resistance garments
CN112004511A (zh) * 2018-02-17 2020-11-27 哈佛学院院长及董事 用于预防肌肉骨骼损伤和增强性能的可穿戴设备
CN108261716A (zh) * 2018-03-02 2018-07-10 西安体育学院 下肢外肌肉助力装置
CN108324503A (zh) * 2018-03-16 2018-07-27 燕山大学 基于肌骨模型和阻抗控制的康复机器人自适应控制方法
US11103991B2 (en) 2018-03-21 2021-08-31 Arizona Board Of Regents On Behalf Of Arizona State University Assisted lifting devices
US11154221B2 (en) 2018-03-23 2021-10-26 International Business Machines Corporation Diagnosing changes in gait based on flexibility monitoring
US10765581B2 (en) 2018-03-27 2020-09-08 Dephy, Inc. Spool for winch actuator
US11023047B2 (en) 2018-05-01 2021-06-01 Microsoft Technology Licensing, Llc Electrostatic slide clutch with bidirectional drive circuit
US11141341B2 (en) * 2018-05-05 2021-10-12 Eleni KOLTZI System and method for stroke rehabilitation using position feedback based exoskeleton control introduction
JP2019196909A (ja) * 2018-05-07 2019-11-14 セイコーエプソン株式会社 感圧装置、ハンドおよびロボット
US11422045B2 (en) * 2018-05-21 2022-08-23 President And Fellows Of Harvard College Ultra-sensitive compliant strain sensors
TW202002918A (zh) * 2018-05-30 2020-01-16 奧微醫學科技股份有限公司 主動式關節炎矯治輔具及其運作方法
US11510737B2 (en) 2018-06-21 2022-11-29 Mako Surgical Corp. Patella tracking
CN208799474U (zh) * 2018-07-05 2019-04-30 北京京东方光电科技有限公司 一种用于人体腿部康复训练的柔性服
US11672480B2 (en) * 2018-07-09 2023-06-13 V Reuben F. Burch Wearable flexible sensor motion capture system
WO2020014257A1 (en) 2018-07-10 2020-01-16 Dephy, Inc. Wearable joint augmentation system
KR102063257B1 (ko) 2018-07-23 2020-01-07 재단법인 대구경북과학기술원 착용자의 신체 사이즈에 맞게 조절 가능한 의복형 착용 로봇 및 무릎 근력 보조를 위한 의복형 착용 로봇
CN108926831B (zh) * 2018-07-26 2019-12-31 厦门大学 一种电子护具及体联网系统
KR102514651B1 (ko) 2018-08-27 2023-03-28 삼성전자주식회사 인솔 및 이를 포함하는 신발
KR102588072B1 (ko) 2018-08-27 2023-10-12 삼성전자주식회사 인솔 제조 방법
CN108748116A (zh) * 2018-08-31 2018-11-06 广州市海同机电设备有限公司 一种自适应柔性外骨骼
CN112654339A (zh) * 2018-09-06 2021-04-13 迈欧瑞士股份公司 可穿戴主动辅助装置
US10852825B2 (en) * 2018-09-06 2020-12-01 Microsoft Technology Licensing, Llc Selective restriction of skeletal joint motion
CN109452933B (zh) * 2018-09-17 2021-03-12 周建菊 一种用于重症偏瘫患者的多功能康复裤
FR3085838B1 (fr) * 2018-09-19 2023-06-30 Lilas Deville Dispositif et procede d'assistance a la mobilisation d'une articulation
US11502622B2 (en) 2018-11-08 2022-11-15 The Research Foundation For The State University Of New York Piezoelectric-triboelectric heel charger to generate electricity from locomotion using level mechanism and mechanical SSHI boosting circuit
KR20200058017A (ko) 2018-11-19 2020-05-27 삼성전자주식회사 연마 슬러리 및 반도체 소자의 제조 방법
CN109363892B (zh) * 2018-11-23 2024-04-05 山东大学 一种绳索驱动的并联式柔性上肢康复机器人
US20220031493A1 (en) * 2018-11-29 2022-02-03 Dignity Health Resuscitation base pelvic binder
KR102604085B1 (ko) 2018-12-12 2023-11-21 삼성전자주식회사 신발형 장치 및 신발형 장치의 제어 방법
CN109498368A (zh) * 2018-12-14 2019-03-22 广西科技大学 一种外骨骼康复机器人控制系统
US11071673B2 (en) 2018-12-17 2021-07-27 U.s. Bionics Inc. Human interface device for exoskeleton apparatus
WO2020131630A1 (en) * 2018-12-17 2020-06-25 U.s. Bionics Inc. Human interface device for exoskeleton apparatus
US11559420B2 (en) 2019-02-27 2023-01-24 Springactive, Inc. Personal augmentation suit and method for assisted human motion with back differential assembly
KR20200117094A (ko) * 2019-04-02 2020-10-14 현대자동차주식회사 착용식 의자의 착좌 지지 장치
US10842413B2 (en) * 2019-04-19 2020-11-24 National Taiwan University Piezoelectric patch sensor
WO2020226882A1 (en) * 2019-04-19 2020-11-12 Georgia Tech Research Corporation Exosuit support systems and methods
US10860102B2 (en) 2019-05-08 2020-12-08 Microsoft Technology Licensing, Llc Guide for supporting flexible articulating structure
EP3738464B1 (en) 2019-05-17 2023-07-05 ETH Zürich Body support device, the use of it and a method of handling loads
US11054905B2 (en) 2019-05-24 2021-07-06 Microsoft Technology Licensing, Llc Motion-restricting apparatus with common base electrode
US11061476B2 (en) 2019-05-24 2021-07-13 Microsoft Technology Licensing, Llc Haptic feedback apparatus
CA3142223A1 (en) * 2019-05-28 2020-12-03 Vanderbilt University Moment arm extension system for exosuit
AU2020284017A1 (en) * 2019-05-28 2022-01-06 Vanderbilt University Wearable assistance devices and methods of operation
CN211189091U (zh) * 2019-06-21 2020-08-07 深圳岱仕科技有限公司 机械外骨骼及vr设备
CN110202553A (zh) * 2019-07-05 2019-09-06 南方科技大学 一种助力路径可重构的柔性助行外骨骼系统
US11039974B2 (en) * 2019-08-01 2021-06-22 Brave Virtual Worlds, LLC Full or partial body physical feedback system and wearable exoskeleton
KR102311855B1 (ko) * 2019-08-05 2021-11-18 뉴턴1665 주식회사 신체상태측정 테이프 및 이를 이용하는 신체상태 모니터링 서비스 제공방법
CN110328657B (zh) * 2019-08-12 2024-04-16 河北工业大学 一种柔性外骨骼助力机器人
US20210078163A1 (en) * 2019-09-12 2021-03-18 Jtekt Corporation Assist device
US11771612B2 (en) * 2019-09-17 2023-10-03 Jtekt Corporation Assist device
US11826298B2 (en) * 2019-10-16 2023-11-28 Springactive, Inc. Preloaded personal augmentation suit and method for assisted human motion
TWI701533B (zh) * 2019-11-14 2020-08-11 緯創資通股份有限公司 控制方法以及電動助行器
KR102288425B1 (ko) * 2019-11-15 2021-08-10 한국로봇융합연구원 웨어러블 슈트 제어방법
CN110812124B (zh) * 2019-12-06 2021-12-03 上海大学 一种气动驱动的柔性穿戴式上肢康复系统
WO2021116721A1 (en) 2019-12-11 2021-06-17 Palmai Balint Motion assistance device
US11931307B2 (en) 2019-12-13 2024-03-19 Roam Robotics Inc. Skiing exoskeleton control method and system
KR102434946B1 (ko) * 2019-12-19 2022-08-22 건국대학교 산학협력단 형상기억합금 와이어를 이용한 의복형 관절 보조 장치
CN113117307A (zh) * 2019-12-30 2021-07-16 财团法人工业技术研究院 自动调控式护具以及护具的自动调控方法
IT202000001288A1 (it) * 2020-01-23 2021-07-23 Fondazione St Italiano Tecnologia Frizione elettromeccanica ad elementi articolati, per esoscheletri e dispositivi di assistenza indossabili in generale
CN111230897A (zh) * 2020-02-13 2020-06-05 北京工业大学 一种用于下肢功能外衣的双关节驱动装置
WO2021167907A1 (en) * 2020-02-19 2021-08-26 Vanderbilt University Method for detecting intent in an adaptive lower limb device
US20210259904A1 (en) 2020-02-25 2021-08-26 Roam Robotics Inc. Fluidic actuator systems and methods for mobile robots
CN111399396B (zh) * 2020-03-26 2022-10-21 南京工程学院 一种基于OpenSim和Matlab进行骨骼肌运动仿真的优化控制方法
US11238188B2 (en) * 2020-04-01 2022-02-01 X Development Llc Generating personalized exosuit designs
CN111568703A (zh) * 2020-05-18 2020-08-25 大连交通大学 柔性下肢外骨骼机器人及仿生控制方法
JP2021181131A (ja) * 2020-05-18 2021-11-25 株式会社ジェイテクト アシスト装置
CA3179852A1 (en) * 2020-05-27 2021-12-02 Austin CAMPBELL Battery systems and methods for a mobile robot
US11298287B2 (en) 2020-06-02 2022-04-12 Dephy, Inc. Systems and methods for a compressed controller for an active exoskeleton
US11147733B1 (en) 2020-06-04 2021-10-19 Dephy, Inc. Systems and methods for bilateral wireless communication
US11148279B1 (en) 2020-06-04 2021-10-19 Dephy, Inc. Customized configuration for an exoskeleton controller
CN111625911B (zh) * 2020-06-04 2023-03-31 中国科学院长春光学精密机械与物理研究所 一种模拟螺钉连接的建模方法
US11389367B2 (en) 2020-06-05 2022-07-19 Dephy, Inc. Real-time feedback-based optimization of an exoskeleton
EP4164579A1 (en) * 2020-06-16 2023-04-19 Vanderbilt University Bimodal exosuit
US20220004167A1 (en) * 2020-07-02 2022-01-06 X Development Llc Exosuit historical data
CN111941395B (zh) * 2020-08-11 2022-07-19 北京机械设备研究所 一种基于三级缓冲机构的缓冲外骨骼
US20220054345A1 (en) * 2020-08-18 2022-02-24 Phil Kongtcheu Method apparatus systems and mechanisms for boosting and stimulation of weaker body parts powered by harvested energy from other parts of the body
CN116507276A (zh) 2020-09-11 2023-07-28 爱荷华大学研究基金会 用于机器学习以从图像分析肌肉骨骼康复的方法和设备
AU2021342157A1 (en) 2020-09-11 2023-04-20 Inseer, Inc. Methods and apapratus for machine learning to analyze musculo-skeletal rehabilitation from images
US11173093B1 (en) 2020-09-16 2021-11-16 Dephy, Inc. Systems and methods for an active exoskeleton with local battery
ES2814398A1 (es) * 2020-09-21 2021-03-26 Univ Jaen Dispositivo ortopédico para la rehabilitación de la marcha
CN112171670B (zh) * 2020-09-22 2024-01-23 北京石油化工学院 一种康复机器人等张运动控制方法及系统
US11816268B2 (en) 2020-10-22 2023-11-14 Haptx, Inc. Actuator and retraction mechanism for force feedback exoskeleton
US11872433B2 (en) 2020-12-01 2024-01-16 Boost Treadmills, LLC Unweighting enclosure, system and method for an exercise device
CN112957677B (zh) * 2021-02-04 2022-05-03 付丽萍 一种骨科患者用手臂肌肉恢复训练装置
CN112975908A (zh) * 2021-02-19 2021-06-18 华南理工大学 应用于负载机动型外骨骼的液压系统及液压驱动方法
IT202100004175A1 (it) * 2021-02-23 2022-08-23 Fondazione St Italiano Tecnologia Dispositivo indossabile per allenamento fisico e metodo per il suo controllo
CN112936232B (zh) * 2021-04-08 2022-10-28 中国科学技术大学 一种辅助潜水的髋关节外骨骼机器人系统
WO2022219150A1 (en) * 2021-04-15 2022-10-20 Motorskins Ug Exoskin
CN113204009B (zh) * 2021-05-12 2023-12-22 深圳康佳电子科技有限公司 跑步步长提醒方法、装置、终端及计算机可读存储介质
DE102021205698A1 (de) * 2021-06-07 2022-12-08 Bauerfeind Ag Medizinisches Hilfsmittel oder Sporthilfsmittel, umfassend einen Bowdenzug
CN113520688A (zh) * 2021-06-17 2021-10-22 四川护理职业学院 一种脑瘫儿童踝足智能矫正装置与方法
DE102021116202B4 (de) 2021-06-23 2023-11-09 Deutsches Zentrum für Luft- und Raumfahrt e.V. Exoskelett, Verfahren zum Kontrollieren eines Exoskeletts und Computerprogrammprodukt
WO2023017091A1 (en) * 2021-08-12 2023-02-16 Freeaim Technologies Limited Virtual reality footwear locomotion system
US20230115873A1 (en) 2021-10-12 2023-04-13 Boost Treadmills, LLC DAP Platform, Integrated Lifts, System and Related Devices and Methods
CN115175649A (zh) * 2021-10-22 2022-10-11 北京航空航天大学杭州创新研究院 基于柔性绳索驱动的穿戴式行走助力设备及其控制方法
CN114043459A (zh) * 2021-11-25 2022-02-15 湖南大学 柔性下肢外骨骼控制方法、外骨骼控制系统及使用方法
US11874963B2 (en) * 2021-12-31 2024-01-16 Robert Grabarek Multifunctional finger-activated device
CN114653039B (zh) * 2022-03-25 2023-02-28 山东体育学院 一种武术套路动作矫正的设备与方法
KR20230140645A (ko) 2022-03-29 2023-10-10 중앙대학교 산학협력단 하나의 액추에이터로 두 케이블의 다양한 프로파일 구현이 가능한 액추에이션 시스템 및 작동방법
CN114797062A (zh) * 2022-03-31 2022-07-29 中国科学技术大学 游泳教学辅助外骨骼装置
WO2023192982A2 (en) * 2022-03-31 2023-10-05 Board Of Regents Of The University Of Nebraska Passive exosuit for asymmetry rehabilitation
WO2023225016A1 (en) * 2022-05-16 2023-11-23 Massachusetts Institute Of Technology Bottom garment with embedded harness
WO2024049113A1 (ko) * 2022-08-29 2024-03-07 삼성전자주식회사 탄성 케이블을 이용한 착용형 피트니스 장치
WO2024049986A1 (en) * 2022-08-31 2024-03-07 Nike Innovate C.V. Electromechanical ambulatory assist device

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7445606B2 (en) * 2004-08-11 2008-11-04 Omnitek Partners Llc Methods and devices for selective exercising of muscles

Family Cites Families (298)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3387305A (en) 1966-02-09 1968-06-11 Rocky Mountain Sports Knee protector
US3411511A (en) * 1966-11-04 1968-11-19 Sears Roebuck & Co Combined maternity support and garter belt
JPS4848260A (zh) 1971-10-18 1973-07-09
US3831467A (en) 1973-03-16 1974-08-27 R Moore Knee brace
US4023215A (en) 1976-02-17 1977-05-17 Moore Robert R Locking prosthetic knee
GB1586302A (en) 1977-07-08 1981-03-18 Kellie & Son Ltd Robert Lockable hinge joint for limb supports and other orthopaedic appliances
US4252112A (en) * 1979-03-26 1981-02-24 Joyce Raymond D Strap device for assisting in hip, knee and foot movement
US4370977A (en) 1981-05-04 1983-02-01 Kenneth D. Driver Knee and elbow brace
GB2149004B (en) 1983-10-31 1986-07-16 Hanger & Co Ltd J E Electrically released prosthetic joint
US4724827A (en) 1985-01-10 1988-02-16 Schenck Robert R Dynamic traction device
US4697808A (en) 1985-05-16 1987-10-06 Wright State University Walking assistance system
GB8615269D0 (en) 1986-06-23 1986-07-30 Univ Strathclyde Hybrid orthosis
US4682776A (en) 1985-11-06 1987-07-28 William Mitchell User worn arm bend control device
US4760850A (en) 1986-05-15 1988-08-02 Wright State University Method for balancing assistance
US5584799A (en) 1989-09-11 1996-12-17 Gray; James C. Splint/therapeutic device
US5213094A (en) 1990-07-30 1993-05-25 Bonutti Peter M Orthosis with joint distraction
US5020790A (en) 1990-10-23 1991-06-04 Board Of Supervisors Of Louisiana State University And Agricultural And Mechanical College Powered gait orthosis
US5282460A (en) 1992-01-06 1994-02-01 Joyce Ann Boldt Three axis mechanical joint for a power assist device
US20010007845A1 (en) 1992-01-31 2001-07-12 Afanasenko Nikolai Ivanovich Device for treatment of patients with disturbed posture and motor activity
RU2054907C1 (ru) 1992-01-31 1996-02-27 Акционерное Общество Закрытого Типа "Аюрведа" Устройство для лечения больных с нарушением позы и двигательной активности
JP3530959B2 (ja) * 1993-12-13 2004-05-24 株式会社東京アールアンドデー 平地歩行、階段歩行の電動補助装置
US5485402A (en) 1994-03-21 1996-01-16 Prosthetics Research Study Gait activity monitor
US5826578A (en) 1994-05-26 1998-10-27 Curchod; Donald B. Motion measurement apparatus
US5667461A (en) 1994-07-06 1997-09-16 Hall; Raymond F. Ambulatory traction assembly
US5599283A (en) 1995-04-25 1997-02-04 Lindenmeyer; Carl W. Orthopedic appliance retainer
US5865770A (en) * 1995-12-06 1999-02-02 Schectman; Leonard A. Device to counteract paralysis
CA2218242C (en) 1996-10-11 2005-12-06 Kenneth R. Fyfe Motion analysis system
US6586859B2 (en) 2000-04-05 2003-07-01 Sri International Electroactive polymer animated devices
US6812624B1 (en) 1999-07-20 2004-11-02 Sri International Electroactive polymers
US5865714A (en) 1997-07-03 1999-02-02 Marlowe; Dennis Arm exercise device
US6123649A (en) 1998-02-13 2000-09-26 Lee; R. Clayton Resistance apparatus for connection to a human body
US6872187B1 (en) 1998-09-01 2005-03-29 Izex Technologies, Inc. Orthoses for joint rehabilitation
US7410471B1 (en) 1998-09-18 2008-08-12 Becker Orthopedic Appliance Company Orthosis knee joint and sensor
US6517503B1 (en) 1998-09-18 2003-02-11 Becker Orthopedic Appliance Company Orthosis knee joint
US6129691A (en) * 1999-03-24 2000-10-10 Ruppert; John F. Pliant back support apparatus with foot engagements
US6168634B1 (en) 1999-03-25 2001-01-02 Geoffrey W. Schmitz Hydraulically energized magnetorheological replicant muscle tissue and a system and a method for using and controlling same
US6899137B2 (en) 1999-06-28 2005-05-31 California Institute Of Technology Microfabricated elastomeric valve and pump systems
US7306672B2 (en) 2001-04-06 2007-12-11 California Institute Of Technology Microfluidic free interface diffusion techniques
ATE381116T1 (de) 1999-07-20 2007-12-15 Stanford Res Inst Int Elektroaktive polymergeneratoren
CA2381887A1 (en) 1999-08-20 2001-03-01 The Regents Of The University Of California Method, apparatus and system for automation of body weight support training (bwst) of biped locomotion over a treadmill using a programmable stepper device (psd) operating like anexoskeleton drive system from a fixed base
DE19944139A1 (de) * 1999-09-15 2001-04-05 Walter Kuehnegger Myotonische Behandlungsorthese
US6500138B1 (en) 2000-04-07 2002-12-31 Mayo Foundation For Medical Education And Research Electromechanical joint control device with wrap spring clutch
TW475887B (en) 2000-04-20 2002-02-11 Wacoal Corp Leg portions supporting wear
US6633783B1 (en) 2000-06-06 2003-10-14 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Fuzzy logic based control
AU8676001A (en) 2000-08-25 2002-03-04 Healthsouth Corp Powered gait orthosis and method of utilizing same
US6741911B2 (en) 2000-09-20 2004-05-25 John Castle Simmons Natural robot control
US7918808B2 (en) * 2000-09-20 2011-04-05 Simmons John C Assistive clothing
JP4410920B2 (ja) * 2000-09-22 2010-02-10 日本ロボティクス株式会社 空気圧式ロボット及び空気圧式関節駆動装置
US6783555B2 (en) 2000-10-27 2004-08-31 Mark R. Kuhn Gait orthosis
US20030009120A1 (en) * 2000-12-13 2003-01-09 Macallister Doris Device for prevention of abnormal joint rotation
US20040204294A2 (en) 2000-12-29 2004-10-14 William Wilkinson Exercise device for exercising upper body simultaneously with lower body exercise
US7166953B2 (en) 2001-03-02 2007-01-23 Jon Heim Electroactive polymer rotary clutch motors
JP2002301124A (ja) * 2001-04-06 2002-10-15 Honda Motor Co Ltd 歩行補助装置
US6635024B2 (en) 2001-05-14 2003-10-21 Bobby Joe Hatton Articulating knee supports
US7233097B2 (en) 2001-05-22 2007-06-19 Sri International Rolled electroactive polymers
US7153242B2 (en) 2001-05-24 2006-12-26 Amit Goffer Gait-locomotor apparatus
US7684896B2 (en) 2001-06-29 2010-03-23 Honda Motor Co., Ltd. System and method of estimating joint loads using an approach of closed form dynamics
US7774177B2 (en) 2001-06-29 2010-08-10 Honda Motor Co., Ltd. Exoskeleton controller for a human-exoskeleton system
US7390309B2 (en) 2002-09-23 2008-06-24 Honda Motor Co., Ltd. Human assist system using gravity compensation control system and method using multiple feasibility parameters
US7650204B2 (en) 2001-06-29 2010-01-19 Honda Motor Co., Ltd. Active control of an ankle-foot orthosis
CA2458154A1 (en) 2001-08-22 2003-03-06 The Regents Of The University Of California Mechanism for manipulating and measuring legs during stepping
EP1306792B1 (en) 2001-10-29 2015-05-27 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Simulation system and method for human augmentation devices
US20050010150A1 (en) 2001-10-29 2005-01-13 Igal Firsov Customizable orthotic device with adjustable support and forces
US7153246B2 (en) 2001-11-13 2006-12-26 Richard Koscielny Neurological motor therapy suit
SG103371A1 (en) 2001-12-28 2004-04-29 Matsushita Electric Works Ltd Wearable human motion applicator
US6878122B2 (en) 2002-01-29 2005-04-12 Oregon Health & Science University Method and device for rehabilitation of motor dysfunction
ATE521128T1 (de) 2002-03-18 2011-09-15 Stanford Res Inst Int Elektroaktive polymereinrichtungen für bewegliche fluide
US20090030530A1 (en) 2002-04-12 2009-01-29 Martin James J Electronically controlled prosthetic system
US20040064195A1 (en) 2002-07-15 2004-04-01 Hugh Herr Variable-mechanical-impedance artificial legs
AU2003254887A1 (en) 2002-08-09 2004-02-25 Eamex Corporation Process for producing conductive polymer
JP3930399B2 (ja) 2002-08-21 2007-06-13 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
AU2003236750B2 (en) 2002-08-22 2006-08-10 Victhom Human Bionics Inc. Actuated leg prosthesis for above-knee amputees
US6790165B2 (en) 2002-09-03 2004-09-14 Chih-Hung Huang Rehabilitation aid
US7758481B2 (en) * 2002-09-04 2010-07-20 Denis Burke Drennan Dynamic hip stabilizer
US7476185B2 (en) 2002-09-04 2009-01-13 Denis Burke Drennan Dynamic hip stabilizer
WO2004039292A2 (de) 2002-10-30 2004-05-13 Sebastian Schostek Aktive orthese
US6837830B2 (en) 2002-11-01 2005-01-04 Mark W. Eldridge Apparatus using multi-directional resistance in exercise equipment
EP1589059B1 (en) 2002-11-05 2012-06-06 Eamex Corporation Conductive polymer composite structure
US7364675B2 (en) 2002-11-05 2008-04-29 The Ohio State University Research Foundation Self-folding polymer microparticles
US7396337B2 (en) 2002-11-21 2008-07-08 Massachusetts Institute Of Technology Powered orthotic device
US6966882B2 (en) 2002-11-25 2005-11-22 Tibion Corporation Active muscle assistance device and method
US7090650B2 (en) 2002-12-30 2006-08-15 Industrial Technology Research Institute Continuous passive motion exercise system with driven monitoring
US20040147378A1 (en) 2003-01-29 2004-07-29 Brad Conklin Therapeutic device
DE10307328A1 (de) 2003-02-17 2004-09-02 Eska Implants Gmbh & Co. Beinprothese
GB0307097D0 (en) 2003-03-27 2003-04-30 Bristol Myers Squibb Co Compression device for the limb
JP2006525529A (ja) 2003-05-06 2006-11-09 エスアールアイ インターナショナル ピストンロッド位置情報をピストンロッド上の磁性層に記録するシステム及び方法
JP2005000500A (ja) 2003-06-13 2005-01-06 Yaskawa Electric Corp 足関節電動装具
US10286279B2 (en) 2003-07-16 2019-05-14 Vertimax, Llc Lateral training system and method
JP4178186B2 (ja) 2003-08-21 2008-11-12 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置、装着式動作補助装置の制御方法および制御用プログラム
DK1751843T3 (da) 2003-08-29 2012-12-17 Stanford Res Inst Int Forbelastning af elektroaktive polymer
ES2398525T3 (es) 2003-09-03 2013-03-19 Sri International Transductores de polímero electroactivo para la deformación de superficies
CN1303582C (zh) 2003-09-09 2007-03-07 摩托罗拉公司 自动语音归类方法
WO2005025464A2 (en) 2003-09-11 2005-03-24 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus for assisting body movement
US8075633B2 (en) 2003-09-25 2011-12-13 Massachusetts Institute Of Technology Active ankle foot orthosis
US7331906B2 (en) 2003-10-22 2008-02-19 Arizona Board Of Regents Apparatus and method for repetitive motion therapy
US7341295B1 (en) 2004-01-14 2008-03-11 Ada Technologies, Inc. Prehensor device and improvements of same
US7355519B2 (en) 2004-02-24 2008-04-08 Kevin Grold Body force alarming apparatus and method
JP4200492B2 (ja) 2004-03-11 2008-12-24 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置
CN101095277A (zh) 2004-03-12 2007-12-26 斯里国际 机械超常材料
DE102004020368B4 (de) 2004-04-23 2014-03-06 Otto Bock Healthcare Gmbh Künstlicher gelenkloser Fuß
IL161687A (en) 2004-04-29 2010-06-16 Igal Firsov Orthotic bracing device
US7494450B2 (en) 2004-05-14 2009-02-24 Solomon Richard D Variable unweighting and resistance training and stretching apparatus for use with a cardiovascular or other exercise device
US7544172B2 (en) 2004-06-29 2009-06-09 Rehabilitation Institute Of Chicago Enterprises Walking and balance exercise device
US7645246B2 (en) 2004-08-11 2010-01-12 Omnitek Partners Llc Method for generating power across a joint of the body during a locomotion cycle
CA2584612A1 (en) 2004-08-25 2006-03-02 Motorika Limited Motor training with brain plasticity
US20070004571A1 (en) 2004-09-09 2007-01-04 Rafael Gonzalez Joint alignment and compression assembly and method for performing a rehabilitative treatment regimen
US7429253B2 (en) 2004-09-21 2008-09-30 Honda Motor Co., Ltd. Walking assistance system
JP2006087548A (ja) * 2004-09-22 2006-04-06 Masanori Sugisaka マッスルトラウザ
WO2006039403A1 (en) 2004-09-29 2006-04-13 Northwestern University System and methods to overcome gravity-induced dysfunction in extremity paresis
US7775999B2 (en) * 2004-10-01 2010-08-17 Randall Brown Apparatus and method for use of a hip brace
US20060108755A1 (en) 2004-10-01 2006-05-25 Robert Smyler High performance three-wheeled skates
EP1827324A4 (en) 2004-11-09 2013-06-05 Univ Northeastern BRAKE AND ELECTRO-HEAT FLUID ACTUATOR DEVICES AND ORTHETIC DEVICES EQUIPPED WITH SAID BRAKES AND ACTUATOR DEVICES
JP4322785B2 (ja) 2004-11-24 2009-09-02 株式会社東芝 音声認識装置、音声認識方法および音声認識プログラム
JP4541867B2 (ja) 2004-12-16 2010-09-08 本田技研工業株式会社 外力制御方法、外力制御システム及び外力制御プログラム
US7947004B2 (en) 2005-01-18 2011-05-24 The Regents Of The University Of California Lower extremity exoskeleton
JP4582523B2 (ja) 2005-01-24 2010-11-17 政則 愛知 四肢矯正具
JP4178187B2 (ja) 2005-01-26 2008-11-12 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置及び制御用プログラム
EP1843823B1 (en) 2005-02-02 2016-10-26 Össur hf Prosthetic and orthotic systems usable for rehabilitation
US9616274B2 (en) 2005-03-01 2017-04-11 Michael A. Wehrell Swing training apparatus and method
US7521840B2 (en) 2005-03-21 2009-04-21 Artificial Muscle, Inc. High-performance electroactive polymer transducers
US7626319B2 (en) 2005-03-21 2009-12-01 Artificial Muscle, Inc. Three-dimensional electroactive polymer actuated devices
US7595580B2 (en) 2005-03-21 2009-09-29 Artificial Muscle, Inc. Electroactive polymer actuated devices
US7750532B2 (en) 2005-03-21 2010-07-06 Artificial Muscle, Inc. Electroactive polymer actuated motors
US7521847B2 (en) 2005-03-21 2009-04-21 Artificial Muscle, Inc. High-performance electroactive polymer transducers
US20070123997A1 (en) 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
US20060249315A1 (en) 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US8500823B2 (en) 2005-03-31 2013-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation
US7998040B2 (en) 2005-04-11 2011-08-16 The Regents Of The University Of Colorado Force assistance device for walking rehabilitation therapy
WO2006113520A2 (en) 2005-04-13 2006-10-26 The Regents Of The University Of California Semi-powered lower extremity exoskeleton
US7259553B2 (en) 2005-04-13 2007-08-21 Sri International System and method of magnetically sensing position of a moving component
US7378878B2 (en) 2005-04-27 2008-05-27 Broadcom Corporation Driver circuit having programmable slew rate
RU2389468C9 (ru) 2005-05-27 2011-05-27 Хонда Мотор Ко., Лтд. Устройство, облегчающее ходьбу
CN101184462B (zh) 2005-05-27 2011-12-28 本田技研工业株式会社 行走辅助装置的控制装置
JP4424269B2 (ja) 2005-06-24 2010-03-03 カシオ計算機株式会社 筋力制御装置
US20090042702A1 (en) 2005-08-02 2009-02-12 Brian Toronto Proprioception enhancement system
CA2630198C (en) 2005-08-10 2015-05-05 Bionic Power Inc. Methods and apparatus for harvesting biomechanical energy
US20070135279A1 (en) * 2005-12-14 2007-06-14 Peter Purdy Resistance garments
US8083644B2 (en) * 2005-12-14 2011-12-27 Peter Purdy Resistance garments and active materials
US8467904B2 (en) 2005-12-22 2013-06-18 Honda Motor Co., Ltd. Reconstruction, retargetting, tracking, and estimation of pose of articulated systems
DK1981459T3 (da) 2006-01-13 2011-11-28 Convatec Technologies Inc Indretning og system til krompressionsbehandling af kropsdel
US7190141B1 (en) 2006-01-27 2007-03-13 Villanova University Exoskeletal device for rehabilitation
US7827000B2 (en) 2006-03-03 2010-11-02 Garmin Switzerland Gmbh Method and apparatus for estimating a motion parameter
EP1991180B1 (en) 2006-03-09 2012-09-05 The Regents of the University of California Power generating leg
US20080009771A1 (en) 2006-03-29 2008-01-10 Joel Perry Exoskeleton
US8311623B2 (en) 2006-04-15 2012-11-13 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Systems and methods for estimating surface electromyography
US20070250179A1 (en) 2006-04-19 2007-10-25 Latour Debra A Anchoring system for prosthetic and orthotic devices
US7558622B2 (en) 2006-05-24 2009-07-07 Bao Tran Mesh network stroke monitoring appliance
US7556606B2 (en) 2006-05-18 2009-07-07 Massachusetts Institute Of Technology Pelvis interface
US20080000317A1 (en) 2006-05-31 2008-01-03 Northwestern University Cable driven joint actuator and method
US7551419B2 (en) 2006-06-05 2009-06-23 Sri International Electroadhesion
US7578799B2 (en) 2006-06-30 2009-08-25 Ossur Hf Intelligent orthosis
WO2008028190A2 (en) 2006-09-01 2008-03-06 Worcester Polytechnic Institute Two degree of freedom powered orthosis
US20080062589A1 (en) 2006-09-08 2008-03-13 Artificial Muscle, Inc. High-voltage power supplies
US8110254B1 (en) 2006-09-12 2012-02-07 Sri International Flexible circuit chemistry
US7981508B1 (en) 2006-09-12 2011-07-19 Sri International Flexible circuits
JP4345025B2 (ja) * 2006-09-12 2009-10-14 国立大学法人 北海道大学 筋力補助装置
WO2008036746A2 (en) 2006-09-19 2008-03-27 Myomo, Inc. Powered orthotic device
US8585620B2 (en) 2006-09-19 2013-11-19 Myomo, Inc. Powered orthotic device and method of using same
WO2008048658A2 (en) 2006-10-17 2008-04-24 Northwestern University Equilibrium-point prosthetic and orthotic ankle-foot systems
US8376974B2 (en) 2006-11-03 2013-02-19 Richard A. Nace Knee orthosis swing assist mechanism
JP4848260B2 (ja) 2006-12-12 2011-12-28 ピジョン株式会社 妊婦帯
US8248750B2 (en) 2007-12-13 2012-08-21 Bayer Materialscience Ag Electroactive polymer transducers
JP5896591B2 (ja) 2006-12-14 2016-03-30 パーカー ハネフィン コーポレイションＰａｒｋｅｒ Ｈａｎｎｉｆｉｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ 容量性構造体、その製造方法およびその作動方法ならびに容量性構造体を備えたシステム
US7492076B2 (en) 2006-12-29 2009-02-17 Artificial Muscle, Inc. Electroactive polymer transducers biased for increased output
US7977923B2 (en) 2007-03-09 2011-07-12 Sri International Circuits for electroactive polymer generators
US7804227B2 (en) 2007-03-16 2010-09-28 Sri International Tear resistant electroactive polymer transducers
WO2008124025A1 (en) 2007-04-06 2008-10-16 University Of Delaware Powered orthosis
US7897168B2 (en) 2007-04-13 2011-03-01 Medtronic Vascular, Inc. Degradable polymers incorporating gamma-butyrolactone
US8750971B2 (en) 2007-05-24 2014-06-10 Bao Tran Wireless stroke monitoring
JP2008295991A (ja) * 2007-05-31 2008-12-11 Nobuyuki Yoshizawa 足首固定用補そう具
US8058861B2 (en) 2007-06-05 2011-11-15 Bayer Materialscience Ag Miniature high-voltage power supplies
FR2917323B1 (fr) 2007-06-12 2009-10-02 Commissariat Energie Atomique Mecanisme de rotation d'avant-bras et orthese comportant un tel mecanisme
JP5122188B2 (ja) 2007-06-27 2013-01-16 学校法人 久留米大学 電気的筋肉刺激用着用具
US7952261B2 (en) 2007-06-29 2011-05-31 Bayer Materialscience Ag Electroactive polymer transducers for sensory feedback applications
WO2009014644A1 (en) 2007-07-20 2009-01-29 Ossur Hf Prosthetic or orthopedic device having feedback
WO2009015373A1 (en) 2007-07-26 2009-01-29 Sri International Selectively rigidizable and actively steerable articulatable device
DE102008053566A1 (de) 2007-11-27 2009-06-04 Bernhard Hildebrandt System aus Endprothesen und Geräten zur minimal invasiven und zementfreien Implantation von Endoprothesen der Schulter und der Hüfte und der Offset-Verbesserung des Schenkelhalses
KR20100094998A (ko) 2007-12-27 2010-08-27 고쿠리쯔 다이가쿠 호징 츠쿠바 다이가쿠 중심위치 검출장치 및 중심위치 검출장치를 구비한 장착식 동작보조장치
US20090255531A1 (en) 2008-01-07 2009-10-15 Johnson Douglas E Portable system for assisting body movement
EP2247998B1 (en) 2008-02-28 2019-04-10 New York University Method and apparatus for providing input to a processor, and a sensor pad
AU2009249191B2 (en) 2008-05-20 2014-07-24 Ekso Bionics, Inc. Device and method for decreasing energy consumption of a person by use of a lower extremity exoskeleton
US20090306548A1 (en) * 2008-06-05 2009-12-10 Bhugra Kern S Therapeutic method and device for rehabilitation
EP2346447B1 (en) 2008-07-23 2019-09-04 Ekso Bionics, Inc. An exoskeleton and method for controlling a swing leg of the exoskeleton
US8764850B2 (en) 2008-07-31 2014-07-01 Northwestern University Bi-modal ankle-foot device
JP5147595B2 (ja) * 2008-08-08 2013-02-20 本田技研工業株式会社 歩行補助装置の制御装置および制御方法
US8274244B2 (en) 2008-08-14 2012-09-25 Tibion Corporation Actuator system and method for extending a joint
JP5101469B2 (ja) * 2008-08-25 2012-12-19 本田技研工業株式会社 アシスト装置
JP2010051416A (ja) * 2008-08-27 2010-03-11 Nabtesco Corp 足関節の動作補助装置および足関節の動作補助装置の制御方法
US8409117B2 (en) 2008-09-15 2013-04-02 The Hong Kong Polytechnic University Wearable device to assist with the movement of limbs
US9144528B2 (en) 2008-09-26 2015-09-29 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Wearable cable-driven exoskeleton for functional arm training
US8096965B2 (en) 2008-10-13 2012-01-17 Argo Medical Technologies Ltd. Locomotion assisting device and method
KR101043207B1 (ko) 2008-10-22 2011-06-22 서강대학교산학협력단 휠체어식 보행 보조용 로봇
US8222799B2 (en) 2008-11-05 2012-07-17 Bayer Materialscience Ag Surface deformation electroactive polymer transducers
GB0820874D0 (en) 2008-11-14 2008-12-24 Europ Technology For Business Assessment of gait
US7887471B2 (en) 2008-11-25 2011-02-15 Mcsorley Tyrone G Neuromuscular training apparatus and method of use
JP4744589B2 (ja) 2008-12-17 2011-08-10 本田技研工業株式会社 歩行補助装置及びその制御装置
US20110313331A1 (en) 2009-02-10 2011-12-22 Bruno Marc Florent Victore Dehez Rehabilitation Robot
GB0903534D0 (en) 2009-03-03 2009-04-08 Leicester Gordon C Safety harness
WO2010109570A1 (ja) 2009-03-25 2010-09-30 株式会社ソニー・コンピュータエンタテインメント 情報処理装置および情報処理方法
EP2239793A1 (de) 2009-04-11 2010-10-13 Bayer MaterialScience AG Elektrisch schaltbarer Polymerfilmaufbau und dessen Verwendung
CA2759507A1 (en) 2009-04-28 2010-11-11 Empowering Engineering Technologies Corp. Adjustable prosthesis
US9017418B2 (en) 2009-05-05 2015-04-28 össur hf Control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
US8597222B2 (en) 2009-06-12 2013-12-03 Under Armour, Inc. Garment with adjustable compression
WO2010145818A1 (de) 2009-06-16 2010-12-23 Otto Bock Healthcare Gmbh Stützbandage
US9387096B2 (en) 2009-06-17 2016-07-12 Ossur Hf Feedback control systems and methods for prosthetic or orthotic devices
US8438757B2 (en) 2009-06-23 2013-05-14 Mark Costin Roser Human locomotion assisting shoe
WO2013033669A2 (en) 2011-09-01 2013-03-07 President And Fellows Of Harvard College Actively controlled wearable orthotic devices and active modular elastomer sleeve for wearable orthotic devices
EP2453850A2 (en) 2009-07-15 2012-05-23 President and Fellows of Harvard College Actively controlled orthotic devices
EP2284933A1 (de) 2009-07-22 2011-02-16 Bayer MaterialScience AG Verfahren zur Herstellung von dehnbaren Elektroden
JP5388747B2 (ja) 2009-08-10 2014-01-15 本田技研工業株式会社 トレーニング装置
US8562691B2 (en) 2009-08-10 2013-10-22 Honda Motor Co., Ltd. Training device
WO2011026086A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Iwalk, Inc. Implementing a stand-up sequence using a lower-extremity prosthesis or orthosis
WO2011026257A1 (zh) 2009-09-03 2011-03-10 Yang Changming 利用织品感测器的步态分析系统及方法
WO2011030641A1 (ja) 2009-09-08 2011-03-17 コニカミノルタホールディングス株式会社 身体用装具
US8443501B2 (en) 2009-09-18 2013-05-21 Joseph A. Mahon Adjustable prosthetic interfaces and related systems and methods
WO2011033341A1 (en) 2009-09-21 2011-03-24 Vrije Universiteit Brussel A prosthesis or orthosis
US20110152696A1 (en) 2009-12-22 2011-06-23 Hall Ryan Laboratories, Inc. Audible biofeedback heart rate monitor with virtual coach
US8325458B2 (en) 2010-02-10 2012-12-04 Sri International Electroadhesive gripping
CN103037827B (zh) 2010-03-17 2015-02-11 丰田自动车株式会社 腿辅助装置
JP2011200447A (ja) * 2010-03-25 2011-10-13 Panasonic Corp 筋力補助装置
KR20130096631A (ko) * 2010-04-05 2013-08-30 아이워크, 아이엔씨. 인공기관 또는 정형기구의 토크 제어
WO2011139796A2 (en) 2010-04-27 2011-11-10 The Johns Hopkins University Self-folding sub-centimeter structures
JP5505631B2 (ja) * 2010-04-28 2014-05-28 国立大学法人北海道大学 腰部筋力補助具
US8608479B2 (en) 2010-05-07 2013-12-17 The University Of Kansas Systems and methods for facilitating gait training
EP2400573A1 (de) 2010-06-23 2011-12-28 Bayer MaterialScience AG Elektromechanischer Wandler, Verfahren zu dessen Herstellung und Verwendung desselben
WO2012014164A2 (en) 2010-07-28 2012-02-02 Indaco S.R.L. Support for human joints
WO2012050938A2 (en) 2010-09-29 2012-04-19 President And Fellows Of Harvard College Wearable tactile keypad with stretchable artificial skin
US9480618B2 (en) 2010-10-05 2016-11-01 Elizabeth T. Hsiao-Wecksler Portable active pneumatically powered ankle-foot orthosis
WO2012048123A1 (en) 2010-10-06 2012-04-12 Berkeley Bionics Human machine interfaces for lower extremity orthotics
GB2484463A (en) 2010-10-11 2012-04-18 Jonathan Butters Apparatus to assist the rehabilitation of disabled persons
DE202010015329U1 (de) 2010-11-12 2011-02-24 Harrer, Franz Laufbandergometer mit adaptierten Zug- und Messeinheiten für therapeutische Anwendungen und zur Gangschule sowie Lauftraining
US8316719B2 (en) 2010-11-12 2012-11-27 President And Fellows Of Harvard College Stretchable two-dimensional pressure sensor
US9228822B2 (en) 2011-01-24 2016-01-05 President And Fellows Of Harvard College Non-differential elastomer curvature sensor
US8795411B2 (en) 2011-02-07 2014-08-05 Air Products And Chemicals, Inc. Method for recovering high-value components from waste gas streams
EP2672854B1 (en) 2011-02-07 2019-09-04 New Balance Athletics, Inc. Systems and methods for monitoring athletic performance
EP2497610B1 (en) 2011-03-09 2014-10-22 Syco Di Hedvig Haberl & C. S.A.S. System for controlling a robotic device during walking, in particular for rehabilitation purposes, and corresponding robotic device
WO2012125765A2 (en) * 2011-03-14 2012-09-20 Schoen Jason A Orthosis and methods of using the same
JP5868011B2 (ja) 2011-03-16 2016-02-24 国立大学法人九州大学 歩行運動補助具
US8784274B1 (en) 2011-03-18 2014-07-22 Thomas C. Chuang Athletic performance monitoring with body synchronization analysis
US20120248942A1 (en) 2011-04-01 2012-10-04 Bayer Materialscience Ag Electromechanical converter, method for its production and use thereof
US8460001B1 (en) 2011-04-14 2013-06-11 Thomas C. Chuang Athletic performance monitoring with overstride detection
WO2012151515A1 (en) 2011-05-04 2012-11-08 The Cleveland Clinic Foundation Energy- storing prosthetic knee
US9539724B2 (en) 2011-06-21 2017-01-10 Sabanci University Exoskeleton
US20140213951A1 (en) 2011-06-24 2014-07-31 Spaulding Rehabilitation Hospital Corporation Robotic gait rehabilitation training system with orthopedic lower body exoskeleton for torque transfer to control rotation of pelvis during gait
WO2013019749A1 (en) 2011-07-29 2013-02-07 Global Medical Device Partners, Inc. Exoskeleton for gait assistance and rehabilitation
US9072941B2 (en) 2011-08-11 2015-07-07 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Exoskeleton suit for adaptive resistance to movement
US20130079686A1 (en) 2011-09-23 2013-03-28 Blake Sessions Apparatus, methods and systems to augment bipedal locomotion
CN103959029B (zh) 2011-09-24 2017-05-31 哈佛大学校长及研究员协会 人工皮肤及弹性应变传感器
WO2013049658A1 (en) 2011-09-28 2013-04-04 Northeastern University Lower extremity exoskeleton for gait retraining
CN102327173B (zh) 2011-09-29 2013-05-22 上海交通大学 外骨骼可穿戴下肢康复机器人
US8847611B2 (en) 2011-10-18 2014-09-30 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Capacitive differential quadrature rotary position sensor
GB201119283D0 (en) * 2011-11-08 2011-12-21 Univ Glasgow Apparatus and methods for the electrochemical generation of oxygen and/or hydrogen
US20130131555A1 (en) 2011-11-17 2013-05-23 William R. Hook Gait analysis using angular rate reversal
CN202342034U (zh) 2011-11-28 2012-07-25 西北工业大学 一种用于测量结构角度的光纤角度传感器
US20130165817A1 (en) 2011-12-09 2013-06-27 Robert W. Horst Orthotic device sensor
US9498401B2 (en) 2011-12-20 2016-11-22 Massachusetts Institute Of Technology Robotic system for simulating a wearable device and method of use
JP5821639B2 (ja) 2012-01-05 2015-11-24 株式会社デンソー 音声認識装置
JP2013146328A (ja) * 2012-01-18 2013-08-01 Seiko Epson Corp 動作支援装置
US20130186699A1 (en) 2012-01-23 2013-07-25 Sri International High voltage converters for electrostatic applications
US9682005B2 (en) 2012-02-24 2017-06-20 Massachusetts Institute Of Technology Elastic element exoskeleton and method of using same
US20130253385A1 (en) 2012-03-21 2013-09-26 Amit Goffer Motorized exoskeleton unit
WO2013146231A1 (ja) 2012-03-29 2013-10-03 東海ゴム工業株式会社 変形センサ
US9044346B2 (en) 2012-03-29 2015-06-02 össur hf Powered prosthetic hip joint
JP5876358B2 (ja) 2012-03-30 2016-03-02 国立大学法人九州大学 歩行運動補助具
US9195794B2 (en) 2012-04-10 2015-11-24 Honda Motor Co., Ltd. Real time posture and movement prediction in execution of operational tasks
US9221177B2 (en) 2012-04-18 2015-12-29 Massachusetts Institute Of Technology Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg
CA2876206A1 (en) 2012-06-15 2013-12-19 Vanderbilt University Movement assistance device
JP5986445B2 (ja) * 2012-07-20 2016-09-06 国立大学法人九州大学 歩行用遊脚振子運動補助具およびアシスト力の制御方法
JP5961477B2 (ja) 2012-08-08 2016-08-02 花王株式会社 複合シートの製造方法
JPWO2014034145A1 (ja) * 2012-08-30 2016-08-08 株式会社ニコン 補助用具
CA2885228C (en) 2012-09-17 2021-07-20 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
US9230560B2 (en) 2012-10-08 2016-01-05 Nant Holdings Ip, Llc Smart home automation systems and methods
KR101959330B1 (ko) 2013-03-15 2019-03-21 에스알아이 인터내셔널 인간 신체 보강 시스템
CA2911275A1 (en) 2013-05-31 2014-12-04 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
KR20140142463A (ko) 2013-06-04 2014-12-12 한국전자통신연구원 보행 모니터링 장치 및 방법
US10285625B2 (en) 2013-10-07 2019-05-14 Wahoo Fitness Llc Activity monitoring computing device and system
WO2015074070A1 (en) 2013-11-18 2015-05-21 Boa Technology Inc. Methods and devices for providing automatic closure of prosthetics and orthotics
JP2016539723A (ja) 2013-12-09 2016-12-22 プレジデント アンド フェローズ オブ ハーバード カレッジ 補助的な可撓性スーツ、可撓性スーツシステム、ならびにそれを作製および制御して人間の可動性を補助するための方法
EP3102171A4 (en) 2014-02-05 2018-03-28 President and Fellows of Harvard College Systems, methods, and devices for assisting walking for developmentally-delayed toddlers
US10864100B2 (en) 2014-04-10 2020-12-15 President And Fellows Of Harvard College Orthopedic device including protruding members
US9498395B2 (en) 2014-04-16 2016-11-22 Stephen C. Golden, JR. Joint movement detection device and system for coordinating motor output with manual wheelchair propulsion
US9662526B2 (en) 2014-04-21 2017-05-30 The Trustees Of Columbia University In The City Of New York Active movement training devices, methods, and systems
TWI544878B (zh) 2014-05-06 2016-08-11 Jia-Wei Hong A method for manufacturing a garment fitting or a buckling member, a method of manufacturing the garment fitting or the buckling member using the composition, and a molded article made of the composition
WO2016044251A1 (en) 2014-09-15 2016-03-24 President And Fellows Of Harvard College Method and System for Joint Position Measurement
EP3708079A1 (en) 2014-09-19 2020-09-16 President And Fellows Of Harvard College Soft exosuit for assistance with human motion
US10115319B2 (en) 2015-03-26 2018-10-30 President And Fellows Of Harvard College Systems and methods for detecting overstriding in runners
WO2016160624A1 (en) 2015-03-27 2016-10-06 Other Lab Llc Lower-leg exoskeleton system and method
WO2017040669A1 (en) 2015-08-31 2017-03-09 President And Fellows Of Harvard College Pattern detection at low signal-to-noise ratio
US9816799B2 (en) 2015-12-18 2017-11-14 Oculus Vr, Llc Embroidered strain sensing elements
WO2017160751A1 (en) 2016-03-13 2017-09-21 President And Fellows Of Harvard College Flexible members for anchoring to the body
WO2018017436A1 (en) 2016-07-22 2018-01-25 President And Fellows Of Harvard College Controls optimization for wearable systems
EP3504032A4 (en) * 2016-08-23 2020-05-20 Superflex, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR AN ASSISTANCE EXOCOSTUM SYSTEM
JP6945145B2 (ja) * 2017-06-26 2021-10-06 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
JP6941817B2 (ja) * 2017-07-10 2021-09-29 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
JP7054801B2 (ja) * 2017-07-18 2022-04-15 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト方法
JP6967717B2 (ja) * 2017-07-28 2021-11-17 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 アシスト装置及びアシスト装置の作動方法
WO2019046488A1 (en) * 2017-08-29 2019-03-07 Roam Robotics Inc. SYSTEM AND METHOD FOR SEMI-SUPERVISED INTENTION RECOGNITION
IL282165B2 (en) * 2017-08-29 2024-01-01 Roam Robotics Inc System and method for assessing compatibility with an exoskeleton

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7445606B2 (en) * 2004-08-11 2008-11-04 Omnitek Partners Llc Methods and devices for selective exercising of muscles

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110575350A (zh) * 2019-09-19 2019-12-17 深圳睿瀚医疗科技有限公司 一种柔性踝关节康复机器人系统
CN110575350B (zh) * 2019-09-19 2022-04-08 深圳睿瀚医疗科技有限公司 一种柔性踝关节康复机器人系统

Also Published As

Publication number Publication date
JP2015529574A (ja) 2015-10-08
EP2895133A1 (en) 2015-07-22
US20150173993A1 (en) 2015-06-25
US9351900B2 (en) 2016-05-31
CA2885228A1 (en) 2014-07-17
EP3791834A3 (en) 2021-06-02
JP2019077037A (ja) 2019-05-23
CN104869969A (zh) 2015-08-26
EP2895133A4 (en) 2016-10-05
EP3791834A2 (en) 2021-03-17
EP2895133B1 (en) 2020-06-17
US11464700B2 (en) 2022-10-11
CA2885228C (en) 2021-07-20
KR20150077413A (ko) 2015-07-07
US20150321339A1 (en) 2015-11-12
US20160220438A1 (en) 2016-08-04
US10427293B2 (en) 2019-10-01
JP6889187B2 (ja) 2021-06-18
WO2014109799A1 (en) 2014-07-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104869969B (zh) 用于辅助人类运动的软式外装护具
US20210039248A1 (en) Soft exosuit for assistance with human motion
US20210244992A1 (en) Systems and methods for assistive exosuit system
US20210275856A1 (en) Exosuit system systems and methods for assisting, resisting and aligning core biomechanical functions
US11020261B2 (en) Patch systems for use with assistive exosuit
US11192237B2 (en) Exosuit systems and methods
US11478920B2 (en) Exosuit systems with lumbar and core support
CN110290898B (zh) 用于与辅助机械护甲一起使用的贴片系统
Simpson Wearable devices for physical assistance: enhancing capabilities after stroke and in running

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant