可穿戴辅助装置
阅读说明：本技术 可穿戴辅助装置 (Wearable auxiliary device ) 是由 格莱布·科日诺夫 凯·施密特 于 2020-04-24 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种可穿戴辅助装置。(The invention relates to a wearable auxiliary device.)
技术领域
本发明涉及一种可穿戴辅助装置。
背景技术
可穿戴辅助装置是众所周知的。可穿戴辅助装置在使用者由于疾病、事故而损伤的情况下或在使用者要移动特别高的负载的情况下帮助使用者移动。
可穿戴辅助装置可以实施为单纯的无源辅助装置或具有有源部件(比如电机、用于电机的电池、控制器、传感器等)以及具有附接到肢体的无源部件(比如肌腱、韧带等)以便通过在必要时施加帮助移动或稳定肢体的力来支持移动的有源辅助装置。
在患者使用可穿戴辅助装置的情况下，常常需要考虑期望其能够长时间穿戴以便使得使用者能够参与正常的社会活动。
虽然少数使用者，特别是那些在滑雪或其他体育活动中发生意外的使用者，甚至可能会以穿戴辅助装置为荣，认为这是一种特别坚强和勇于冒险的迹象，但大多数使用者更喜欢辅助装置不引人注目。这尤其适用于那些日复一日地需要装置的长期使用者。考虑到电机和电池的尺寸以及辅助移动所需的机械布置的尺寸，如果辅助装置是有源设备，则隐藏使用时的可穿戴辅助装置是特别的问题。例如，典型的可穿戴辅助装置具有几个部件，这些部件将附接到关节的近侧和远侧肢体，然后将被致动以便辅助移动。
从US 4,100,918中已知动态矫正膝盖伸展辅助装置的一个示例。已知的动态矫正膝盖伸展辅助装置旨在用于截瘫患者和其他需要这种装置的人。提供适于固定到患者大腿上的套箍以及适于固定到患者膝盖以下的腿部上的安装装置。细长弹性构件设置有用于以预定张力将其每一端可拆卸地安装到套箍装置的装置。还设置由用于将弹性装置在其端部中间可枢转地固定到安装装置的装置。外侧膝部支撑件刚性地设置在套箍与安装装置之间。当患者就座时，弹性构件提供屈曲力矩。当患者站起时，屈曲力矩逐渐减小，然后随着患者继续升高时转换为逐渐增加的伸展力矩。当长时间使用辅助装置时，预期所示的膝部支撑件会引起使用者的不适，并且，所示的辅助装置很可能会被其他人注意到。
从KR 1020120062375A中已知一种利用弹性系数变化的膝关节辅助装置及其使用步行能量的优化方法，该膝关节辅助装置能够包括弹性工具和控制弹性系数的控制单元。
从EP 0205785 B1中已知一种膝关节，其具有铰接在大腿部分上并且止挡在膝盖的伸展位置中的小腿部分，其止挡装置设置在小腿部分中并且通过互锁元件突出到大腿部分的凹部中并且向上延伸越过小腿部分的轮廓，止挡件可以通过经由安装在下支腿部分中的摇杆引入到下支腿部分中的鲍登驱动器来释放，摇杆的第一臂确定互锁元件的位置，并且摇杆的第二臂连接到鲍登驱动器，其中，插入到下支腿部分中的组装块引导并且保持用作互锁元件的销，销通过保持在组装块中的弹簧被推动到止挡位置，并且在其底侧承载摇杆，摇杆的第一臂连接到销的下端。这种可止挡的膝关节将由具有假体的患者使用，以允许在使用假体行走时有安全的感觉。这将有助于在运动过程中帮助天然肢体。应当理解，已知装置的机械布置也不受正常腿部的解剖学方面的限制，因为其将与可容易地适配的假体一起使用。
从EP 0 564 734 A1中已知一种可调节矫形器，其用于通过在可相对枢转的第一和第二主体部分之间移动关节来拉伸组织，该可调节矫形器包括第一臂和第二臂，第一臂在其外端具有用于将第一臂可释放地附接到第一主体部分的套箍，第二臂在其外端具有用于将第二臂可释放地附接到第二主体部分的套箍。该文献建议，在治疗中，在加强肌肉之前，必须首先发展出一定范围的运动，而最困难的区域是在运动的极限上工作，这应该一天做几次。该装置既不能被认为是不引人注目的，也没有任何迹象表明其是在帮助运动或稳定站立或姿势，而不是仅仅拉伸关节周围的组织。
从US 6 635 024 B2中已知一种关节式膝关节支撑件，其中相对的可锁定膝关节组件将股骨连杆和胫骨连杆连接在一起，并且当穿戴者站立或以其他方式将重量施加到脚上时可选择性地锁定以抑制穿戴者的膝关节的相对转动，并且当这种重量被释放时可释放地允许膝关节的关节运动。已知的支撑件具有布置在腿的两侧的部件，所述部件位于膝关节的外侧和内侧。特别是在两个膝盖都需要关节式膝关节支撑的那些情况下，可能会出现这样的问题，即左支架和右支架的内侧部分彼此接触，从而在行走时产生额外的困难，特别是对于身体虚弱、对其四肢具有特别低的控制能力或遭受比如不平衡的额外医疗状况的使用者。
从US 9 597 217 B2中已知一种线缆驱动致动器，其包括可动连杆和具有线缆布线元件的可动支撑构件，可动连杆能够通过连接到连杆的线缆绕路径移动。支撑构件以改变作用在连杆上的线缆的力矩臂的方式移动，以控制施加到关节的扭矩。为了允许力矩臂的改变，装置需要具有相当大的尺寸。而且，该装置需要与待支撑的关节相当精确地对准。因此，即使是由于使用而引起的矫形器的微小错位也可能会使患者不快。
从WO 2015/157731中已知一种矫形装置，其包括用于耦接包括关节的肢体的两个部分的刚性构件，以及耦接到刚性构件并且向上延伸到动力元件的线缆。矫形装置配置为使用刚性构件和线缆产生有益的力，并且将有益的力传递给穿戴者。控制系统产生用于控制被供电元件的控制信号。该文献指出，虽然标准的膝盖支撑件通常将膝盖支撑在身体的正面平面中，但其对于支撑和缓冲膝盖抵抗运动和身体的矢状平面将是没有帮助的。已知的装置利用鲍登线缆和大力矩臂来在跨越关节周围产生力。由于由于力传递机构的作用，力的传递仅依赖于力矩臂的长度，该力传递机构减小了在跨越关节之前的圆形路径上的两个远侧点的距离，其中圆形路径的中心与关节轴线对齐，因此当穿着衣服时，由于突出构件，这种设计尤其不利。此外，虽然由于鲍登线缆依赖于刚性护套上的力传递，鲍登线缆有助于防止不利的力分量的产生，但是将鲍登线缆引导至驱动致动器(例如DC电机)可能引起使用者的不适。此外，由于其依赖于坚硬的护套，鲍登线缆的长度不能很容易地针对不同的身体高度和形状调整，其往往会弯曲，甚至在某些情况下可能会抵抗移动，特别是在其打算将装置隐藏在衣服下面的情况下，使用者可以进行一系列正常活动，包括走动、坐、躺等。
从WO 2018 023 109 A1已知一种动力步态辅助系统，其包括：第一臂和第二臂，其接在一起以允许第一臂与第二臂之间的相对枢转，其中，第一臂配置为耦接到患者的上腿部，并且第二臂配置为耦接到患者的下腿部，使得第一臂与第二臂之间的相对枢转围绕接近患者的天然膝盖枢转轴线的轴线；扭矩施加器，其耦接到第一臂和第二臂并且能够操作来在第一臂与第二臂之间施加扭矩以促使第一臂与第二臂之间的相对枢转；扭矩传感器，其测量施加到第一臂和第二臂的扭矩的大小；角度传感器，其测量第一臂与第二臂之间的相对角位置；脚部传感器和控制器，脚部传感器测量患者脚部与地面的接触，控制器编程为基于来自脚传感器、角度传感器和扭矩传感器中的一个或多个的信号并且基于所确定的患者步态周期阶段来确定患者的腿部处于患者步态周期的哪个阶段，使扭矩施加器在第一臂与第二臂之间施加辅助扭矩或阻力扭矩，以在患者步态周期的选定输出阶段期间辅助或抵抗患者的意志膝盖肌肉输出。已知的装置使用延伸到脚部的刚性框架。由于臂是相当刚性的，其应该相对于膝关节正确对齐，而且，所示的布置不会被忽视。由于第一臂与第二臂之间的相对枢转需要围绕接近患者的天然膝盖枢转轴线的轴线，所以必须通过足够强的支架等来维持整个装置的正确定向，从而降低了使用者的舒适度。
从WO 2018/122106 A1中已知一种软的可穿戴肌肉辅助装置。据称，已知的肌肉辅助装置可以用于辅助伸展腿。建议使用必要时展开或卷绕的肌腱。建议沿着膝盖将肌腱引导成两个部分，即沿着膝盖关节左侧的第一部分和沿着膝盖右侧的另一个肌腱部分。这也可以对肘部进行。还建议在膝盖前面和髋部后面设置伸展带。虽然已知的装置是软的可穿戴装置，但建议采用张紧机构，其中线缆应在膝盖前面以预定距离滑动。因此，由于在膝盖前面引导肌腱通常需要与膝盖保持一定距离，这也扩大了系统。因此，在某些情况下，优选具有不太引人注目的可穿戴辅助装置，特别是不太引人注目的有源可穿戴辅助装置。
从US 2010/056970A1、US 2006/206043A1和US 2018/000623A1已知另外的可穿戴辅助装置。
发明内容
本发明的目的是提供一种改进的可穿戴辅助装置，其克服了已知装置的缺点。
该目的通过以独立方式要求保护的特征来实现。
在从属权利要求中可以找到一些优选实施例。在说明书中可以找到进一步优选的实施例。
因此，本发明提出了一种可穿戴辅助装置，其包括：分别能够穿戴在肢体关节的近侧和远侧的两个部分，即第一部分和第二部分；铰接互连部和肌腱互连部，肌腱互连部从第一部分引导到第二部分并且适于在张紧时在肢体关节上施加辅助力；其中，铰接互连部单侧地设置，优选地设置在肢体关节的横向侧上，肌腱互连部单侧地设置，优选地设置在肢体关节的横向侧上，并且提供了适于在张紧肌腱互连部时产生抵消第一和第二可穿戴部分的扭转的力的反扭转装置。优选地，由反扭转装置产生的力在张紧肌腱互连部时抵消第一和第二可穿戴部分相对于肢体的扭转。
换句话说，本发明建议铰接互连部与肌腱一起使用，并且铰接互连部和肌腱互连部都是单侧的，因此尤其减少左腿的互连装置与右腿的互连装置干涉的危险。
此外，即使在使用者仅一条腿需要有源辅助的情况下，由于本发明的装置可以被制成足够不引人注目地穿在正常衣服下面，因此也可以获得优于在两侧(外侧和内侧)互连的支架布置的优点。
而且，当本发明的反扭转装置产生抵消可穿戴部分的扭转的力时，长期使用多个小时或一整天变得可能，否则当肌腱互连部被张紧时将发生扭转。这允许减小附接到装置所需的力。
更详细地，已经认识到，在由单侧肌腱致动单侧铰接互连部的情况下，可穿戴部分的扭转可能容易发生，因为可穿戴部分将在肢体上施加一些力。如果这仅在一侧进行，则必须预期可穿戴部分的某种形式的扭曲和相对扭转。这尤其在肌腱不直接在肢体上致动(例如通过直接附接到肢体的电机致动)而是附接到远离肢体的位置的情况下适用，并且这跨越多个关节，例如在躯干处。因此，在这种情况下，考虑到上述缺点，避免使用依赖于通过刚性护套的力传递的鲍登线缆。应当理解，对于直接附接的电机，鲍登线缆也不提供任何优点，因此也避免使用鲍登线缆替代肌腱互连部。这也适用于两个可穿戴部分不包括完全环绕肢体的两个刚性部分的情况。请注意，这样的布置穿戴起来会很麻烦。典型地，本发明的可穿戴近侧和远侧部分将包括提供防止肢体上的过度压力所需的一些宽容度的软部件。
因此，当张紧具有分别能够穿戴在肢体关节的近侧和远侧的至少一个部分和优选两个部分并且具有用于附接到肢体的至少一个软部件的布置的肌腱时，在张紧单侧肌腱互连部时将发生扭转，这在之前将降低使用者的舒适度。然而，通过现在产生抵消这种扭曲和/或扭转的力，可以增加使用者的舒适度，并且不再需要在肢体上施加高压力和/或仅用于固定部件的剪切力，即使在不需要辅助的阶段。
因此，本发明的反扭转装置增加了有源式可穿戴辅助装置的使用者的舒适度，同时增加了系统的稳定性。
优选地，肌腱将由电动机、特别是DC电机致动，因为已经发现DC电机可以提供足够的力、提供足够的功率并且具有良好的时间响应。
应当理解，该可穿戴辅助装置虽然包括独立权利要求中明确提及的几个部分，但也可以包括附加部分，比如电机、控制器、传感器、电池等。还应注意的是，可穿戴辅助装置不仅可以辅助一个单个的肢体关节，还可以辅助右肢和左肢两者上的相同关节，比如左膝和右膝。相反，可以向多个关节提供辅助。
每个关节可单独辅助。替代地，可以通过同一肌腱向多个关节提供辅助。在特定情况下，可以考虑这样的情况，即甚至左侧或右侧由相同的电机和/或肌腱一起提供辅助。
例如，可以设计一种可穿戴的辅助装置，该辅助装置具有包括铰接互连部和肌腱互连部的两个部分，铰接互连部和肌腱互连部各自单侧地设置，并且还设置有用于辅助膝盖的反扭转装置，但是在肌腱张紧的情况下，还向同一腿部的髋部和/或脚部提供辅助。
因此，权利要求不应被解释为暗示可穿戴辅助装置仅包括明确提及的那些部分。
优选地，可以在躯干处设置适于张紧肌腱互连部的电机，然后将肌腱从躯干引导到两个部分中的第一部分。将电机布置成靠近躯干是公知的，并且已经与由申请人设计和提供的多个可穿戴辅助装置一起使用。由此，已知沿着身体将肌腱互连部从电机引导到两个部分中的第一部分的方法，特别是使用不用于像鲍登线缆那样传递共线力的软的柔性护套。应当理解，在优选实施例中，肌腱可以被引导越过髋部到膝盖，以便为膝盖提供辅助。
优选地，装置的张紧由控制器以稳定姿势的方式和/或以支撑肢体的伸展，特别是膝盖的伸展的方式来控制。控制器可以包括执行控制程序并且处理与传感器信号(例如惯性测量单元(IMU))相关的输入的微控制器，微控制器集成在刚性板中，检测不同的加速度和角速度，与来自指示人当前是否已抬起脚或正稳固地用脚站立或正在执行日常生活活动(例如步行、爬楼梯或坐)的这些信号的滤波角度结合。
此外和/或作为替代，一个或多个脚部压力传感器、负荷传感器、肌电图传感器、超声传感器、应变仪或其他角度测量装置(如单独的编码器或与IMU结合的编码器)可附接到待辅助的肢体或肢体的若干部分和/或附接到相应的其他肢体，即使这种其他肢体当前不需要支撑。由于这有助于检测步态阶段和/或当前姿势或当前姿势的变化，所以即使在仅支撑一个肢体的情况下，也可以检测和评估来自两个肢体的传感器信号。检测步态阶段、步态特征、姿势和/或姿势的变化是本领域公知的。然而，尽管本发明的可穿戴有源辅助装置在特别优选的实施例中用于将膝盖稳定在给定姿势，特别是在站立时(对于患有某些医疗状况的人来说这可能是困难的)和/或以支撑膝盖延伸的方式，本发明的可变辅助装置还可以用于伸展例如肘部或肩部和/或弯曲或伸直脚踝。
优选地，能够穿戴在肢体关节的近侧和远侧的两个部分中的至少一个和优选两个包括适于在使用时安置到肢体的实心板以及包括用于将板附接到肢体的一个或多个带的带布置。优选地，板将被填衬。由于其结构和所产生的转动点，靠近跨越关节的近侧和远侧部分上的衬垫对于增加使用者的舒适度特别有用。因为板用作与使用者的肢体对齐的力矩臂，以防止绕前述转动点转动，所以板应当具有足够的长度，优选地，由于板的仅特定部分需要与使用者接触并且需要提高整个结构的透气性的衬垫，因此仅填衬板的一部分。
通过使用实心板和带布置的组合，可以提供铰接互连部的足够稳定性，同时通过较软的带布置保持使用者的高舒适度。此外，该配置允许可靠的力传递，即使未与关节完全对准或未保持与关节完全对准的转动中心轻微移动或移动。
优选地，带装置适于将板附接到肢体上，使得至少一个带将从板的一侧延伸绕过肢体的后部并且到板的相对侧。因此，板将穿戴在前方，而带设置在后方。这在小腿处尤其有利，其中实心板靠近胫骨，因此受腓肠肌活动的影响较小。如果使用的话，带可以很容易地适应这些肌肉形状的变化，因此舒适性将很高。这优选地通过将上部带布线在腓肠肌上方、将下部带布线在肌肉插入部下方、在通常可见跟腱的位置的正上方来实现。类似地，优选在大腿前部提供实心板，以便增加使用者的舒适度，因为使用者经常在大腿的内部(中间)部分和/或大腿后部更敏感，在这里可以布置较软的带。
优选地，带装置适于将板附接在肢体上，使得至少一个带是自张紧的。在使用时张紧带抵消扭曲或扭转，因此自张紧带或自张紧带装置实现了反扭转装置的一个实施例。优选地，使用多个带，特别是用于每个板的两个带。使用几个单独的带可以防止褶皱引起的不适，减少运动，防止出汗等引起的不适。
在两个部分使用几个、特别是四个带的情况下，优选地至少对一个带、特别是最近侧带实施自张紧。这特别适用于最接近的大腿带。
优选地，至少一个自张紧带适于从板的一侧引导绕过肢体的后部到板的相对侧并且连接到肌腱互连部。优选地，当张紧肌腱互连部时，在自张紧的带内产生的张力在使用期间产生经由实心板作用在肢体上的反扭转力矩。
关于使用时的带的张紧，应当注意，在WO 2018/122106中已经描述了自张紧装置，其整体并入本文以供参考，特别是关于自张紧。注意，在该已知的现有技术中，也参考自紧固机构。特别注意，已经指出，可以设置当施加力时自动紧固的某些结构，例如在设置交叉或锯齿形结构的情况下。此外，建议将有源肌腱根据需要直接连接到结构。还指出，可以通过形成刚性结合来增加刚度，例如通过在未压缩时在一个柔性中具有低粘附性且在压缩时具有高摩擦系数从而具有刚性的片材。已经公开了通过结构本身、气动地和/或通过允许基层采取身体形状固化致动的电粘附来实现所需的压缩力。已经指出，接触面积和人体的增加以及接触面积的增加和优化将导致低的法向应力和剪切应力。已经公开了增加的刚度以通过圆形结构减小压缩力，该圆形结构在刚性时在其结构内分配力；注意，以类似的方式，即使没有使用全圆形结构，但是板和相应的自紧固带的组合，也可以获得与申请人在现有技术中公开的相同的优点。
优选地，肌腱互连部的肌腱通过引导构件被引导，该引导构件具有比实心板的柔性高但比肌腱的柔性低的柔性，并且将引导构件固定地附接到带，特别是大腿带，特别是近侧大腿带。这种引导构件也将有助于并且在某些情况下甚至足以用作反扭转装置。
优选地，待辅助的关节是膝盖，并且板中的一个适于在使用时定位在小腿的近前侧和横向侧上，特别是使得在使用时小腿板的前部将覆盖胫骨结节周围的区域。应当理解，比如“胫骨结节周围”之类的术语将被解释为意味着板位于使用者的肢体上靠近胫骨结节并且沿着胫骨结节延伸，但不一定环绕胫骨结节。应当注意，通常，在小腿板与胫骨结节之间的几毫米或甚至高达1cm-2cm的距离将不是关键的。注意，通常，小腿板的边缘将相应地定位，以便靠近胫骨结节。
以类似的方式，对于膝盖辅助可穿戴有源装置，板中的一个适于穿戴在大腿的远前侧和横向侧上，在优选的实施例中，对应的板将穿戴为使得在使用时大腿板搁置在股四头肌的前部上、特别是股四头肌腱的正上方。
板可以具有由塑料材料制成的基部，因为这是轻质的、卫生的、便宜的并且不会引起皮肤刺激。本领域技术人员将理解，可以使用各种塑料材料，比如碳纤维、碳纤维增强树脂、ABS、特氟隆、聚酰胺以及作为碳纤维或玻璃珠增强聚碳酸酯的聚酰胺。在实际实施例中，PA12塑料材料已被用于在多射流熔合工艺中生产板。本实施例中的板的E模量为2MPa，拉伸强度为49MPa，断裂伸长率为20％。
通常，优选在断裂之前允许一些伸长，以避免在清洁、处理、附接和/或使用期间破坏板。允许一定的伸长有助于适应不同的肢体形状和/或尺寸，这对大腿特别有帮助。具有允许适应不同尺寸和/或形状的板允许使用现成的板，而不是必须为每个患者定制板。注意，衬垫可以用于以简单的方式将现成的板适配于患者。以相同的方式，元件不应该太刚性，也不应该太软，因为在两种情况下，力的传递都可能受到损害。普通技术人员将理解，为实际实施例的材料指示的参数可以引导他到可能的参数集合，但并不意图是限制。可以容易地具有所指示的-50％至+100％或更大的变化。还应当理解，板的几何特性和拓扑结构将具有耐久性、刚性等的影响。
在使用可穿戴辅助装置作为其中铰接互连部设置在膝关节的外侧的实施例的情况下，优选地，使用转动中心至少近似地与膝关节的转动中心对准的铰链关节。铰链关节的对准不必是完美的。如果实现近似对准、特别是仅达到使得在使用时仍然可以通过装置的压缩和/或使用者的组织的压缩来补偿任何偏差的程度就足够了。
请注意，虽然两个部分需要相对于彼此铰接，但具有单个、明确定义的转动轴的铰链关节并不重要。虽然通常轴线被很好地限定，例如，因为设置中空圆柱体以容纳具有非常小间隙的枢轴，但是可以具有稍微大于枢轴的孔或通孔，从而获得更大的间隙。此外，可以使用一系列互连的铰链。然而，优选使用仅具有小间隙和足够低摩擦的单个铰链关节。
应注意，铰链关节的部分可与相应的板制成一体，特别是在使用由塑料材料制成的基部的情况下，但是也可以使用单独的部分，特别是以便具有铰链关节的更坚固的支承和/或实现更低的摩擦。
而且，因为可能发生使用者向装置施加横向力的情况，特别是当清洁或处理可穿戴辅助装置和/或板时，可能优选具有特别坚固的关节。因此，使用不同于板的材料可能是优选的。
优选地，铰链关节还适于引导肌腱，并且当在矢状平面中观察时，铰链关节将从关节轴线的大腿或小腿半部向前延伸。
在本文中，应当理解，使用附接到板中的一个、被引导越过关节并且在另一侧上卷绕的肌腱将在待辅助的关节上施加力。特别地，重要的是要认识到，当改变待辅助关节的角度时改变了路径并且因此改变了肌腱的长度。反之亦然，如果肌腱的长度发生变化，关节的角度也相应变化。因此，如果关节角度改变并且因此施加力，则可以缩短肌腱。即使在肌腱不在平面内延伸的情况下也是如此。因此，可以首先在垂直于关节轴线的平面中布置肌腱，但是随后引导肌腱远离该平面，特别是远离侧向铰链关节朝向更靠近近侧板的前中心点的位置。以这种方式，当肌腱开始与膝关节的外侧边缘共线并且通常垂直于铰接关节的轴线时，获得与共线路径的角度β。
以这种方式，力分量相对于上板施加在下板上，其中肌腱由设置在近侧板上的引导装置引导。
更一般而言，优选地第一和第二部分中的每一个都包括适于在使用时安置到肢体的实心板，其中，设置有布线装置来将肌腱互连部从两个板之间的铰链关节朝向近侧板的前部中心点布线。优选地，肌腱互连部适于布置成使得肌腱从例如膝关节(或另一关节)下方的远侧位置侧向引导到例如膝关节(或另一关节)的近侧的更内侧位置，特别是以5°至45°之间的角度β，优选地在5°至25°之间。因此，这抵消了扭转并实现了反扭转装置的另一个实施例。
优选地，在板上设置多个引导装置以允许角度β的变化。这又允许将反扭转装置调节到给定患者的特定解剖结构。在优选实施例中，可以选择至少在5°至25°之间、优选在1°至30°之间角度β。
优选地，角度β的变化是可能的，其中优选地可以选择至少两个不同的角度(除了共线布置之外)，优选地至少三个或四个不同的角度。
附图说明
现在将参考附图以非限制性实例的方式公开本发明。在附图中，
图1以正视图、侧视图和后视图示出附接有可穿戴辅助装置的腿；
图2示出没有肌腱和没有带的下板；
图3示出图1中使用的大腿板；
图4示出具有一个自由度的人腿的简化略图；
图5示出可用于虚拟工作分析的模型；
图6示出膝盖角度与膝盖力矩之间的关系；
图7示出髋部力矩与膝盖角度之间的关系；
图8解释可穿戴辅助装置的优选细节，其中，作为弹性元件的弹簧与肌腱串联设置，而肌腱又固定到附接到肢体的板；
图9示出根据本发明的优选实施例的可穿戴装置的大腿支架的额状平面图，以便显示横断、矢状和额状平面；
图10示意性地示出在没有自张紧带的情况下在横断平面内产生的力矩；和
图11示意性地示出利用自张紧带的优选实施例在横断平面内产生的力矩。
具体实施方式
根据图1，可穿戴辅助装置1包括两个部分2、3，两个部分2、3能够分别穿戴在肢体关节4的近侧(参见部分2)和远侧(参见部分3)，并且具有铰接互连部5(同样参见图3)和肌腱互连部6，肌腱互连部6从第一部分引导到第二部分并且当如F肌腱所示地张紧时在肢体关节4上施加辅助力F反作用，其中，铰接互连部5单侧地设置，肌腱互连部6单侧地设置，并且设置有反扭转装置7，反扭转装置7适于在张紧肌腱互连部时产生抵消可穿戴部分2、3的扭转的力。
在图1所示的实施例中，可穿戴辅助装置是腿部辅助装置，并且肢体关节4是膝盖。可穿戴辅助装置1是有源可穿戴辅助装置，其中肌腱互连部5的肌腱由设置在使用者躯干上的胸板或背板处的DC电机致动(未示出)。肌腱越过髋部布线到达电机。
能够穿戴在膝盖的近侧和远侧的两个部分包括板2和3，每个板分别能够通过2条带2a、2b和3a、3b附接到腿部。
如可从图1所示的三个视图估计的，附接到腿部的可穿戴辅助装置的部件不延伸远离腿部，因此，可穿戴辅助装置的这些部分可以穿戴在裤子等下面。因此，可穿戴辅助装置是不引人注目的。
如图3所示的大腿板2具有前部，前部具有多个孔以减少出汗并且增加使用者的舒适度。大腿板2的形状和尺寸设计成穿戴在前方，而带在两个位置、即近侧位置和更远侧的位置，从板的左侧向后延伸到右侧。注意，大腿部分提供刚性枢转支撑，表示为(R1)，而小腿部分也提供刚性枢转支撑，表示为(R2)。
注意，附接到板2的两个带之间的大距离(以及类似地，附接到板3的两个带3a、3b之间的大距离)有助于防止当通过张紧肌腱互连部施加力时板相对于腿部的转动或其他运动。带2a、2b具有足够的柔性以使其舒适，但是足够紧以使板保持在其位置而不进行大的移动。应当理解，板2(和类似地，板3)将被填衬以增加使用者的舒适度。衬垫可以允许扩散以增加透气性；此外，优选的是，不使用衬垫覆盖板的整个内部区域，而是留下一个或多个切口。特别地，衬垫可以具有大的中心开口。为板3设置类似的填衬。还应注意，在轻质布置中，板2和3也可以具有中央切口。
如图1所示(参见后视图)，作为大腿上最近侧的带的上部带2a具有锚定带2c，肌腱通过锚定带2c以使得当肌腱张紧时带更高程度地压靠在使用者的皮肤上的方式被引导。因此，带自张紧，并且带的自张紧抵消使用时的扭曲或扭转，使得锚定带2c可以被认为是反扭转装置。下面将参考图9-图11更详细地解释基于这种自张紧的反扭转装置。
注意，带将具有一定的柔性，并且其优选地可以容易更换。因此，优选在板的至少一侧上附接到板的维克罗式(Velcro-like)附接。
肌腱6在沟槽状结构2d中沿着板的边缘被引导。此外，板的前侧上的通孔不仅用于增加透气性，而且还可以用于插入螺柱、螺钉或其他结构，其允许朝向腿部的中心侧向引导肌腱，即更靠近膝盖骨。适合于此的通孔表示为2e1、2e2、2e3。
如将在图1中看到的，肌腱6以导致肌腱相对于包括关节5和膝盖骨的侧边缘的平面呈角度β的方式布线。角度β有助于减少在张紧肌腱时上下板之间的任何相对扭曲或扭转的趋势，因此用作反扭转装置。这可以以选择适合于给定使用者插入肌腱偏转螺柱的通孔2e1或2e2或2e3的方式来完成。
而板2由塑料材料制成，例如在实际实施例中由聚酰胺制成，关节5由金属制成、单独制造并且通过螺钉等附接到板2。注意，板3也由塑料材料制成。
应当理解，板2具有允许一定变形的厚度和形状，使得可以使用现成的板而无需为每个使用者定制。显然，这同样适用于板3。
注意，带可以通过比如由附图标记2f所示的合适的张紧机构来张紧，附图标记2f示出了本领域公知的张紧机构；然而，这种张紧机构不被认为是重要的。
关节5布置成使得对于一般使用者而言，关节5的轴线与膝关节运动的轴线共线。注意，给定大腿的解剖形状(与更靠近膝盖的圆周相比，具有更靠近髋部的大圆周)，并且给定小腿的解剖形状，关节5的部分将不必分别横向延伸超过与大腿和小腿的最外部分相切的总轮廓。因此，特别是考虑到可以使用不需要刚性护套的软肌腱6的事实，可穿戴辅助装置可以穿戴在正常衣服下面。
应当理解，具有小于3cm的最小曲率半径的肌腱是非常优选的。优选实施例可以使用迪尼玛(Dyneema)肌腱。
关于板3，带3a和3b布置成使得上部带在腓肠肌上方布线，下部带在肌肉插入部下方布线，在通常可见跟腱的位置的正上方。应注意，小腿的解剖形式有助于使用这种带布置来定位下部板，并且保持下部板正确定位。
此外，如图2所示，小腿板3包括肌腱引导元件3c，其在使用时在关节轴线5的前方延伸。然而，引导件3c不需要延伸超过如虚线3d所示划分的下部板3的前部。
注意，引导件3c与引导板是一体的，因此由塑料材料制成。这同样适用于覆盖铰链5的铰链盖，使得在铰链移动期间，来自穿戴在可穿戴辅助装置上方的衣物的纺织材料不会被夹住或阻塞关节的移动。肌腱在盖的外周边上被引导，然而，所述外周边不延伸到腿部的前方。从下面的分析中可以理解，尽管该小尺寸，但是可以为腿部提供足够的支撑。
为了锚定肌腱，在板3的下部设置有通孔3e，肌腱可以被引导穿过通孔3e，并且肌腱可以使用结固定到通孔3e。
在优选实施例中，可以设置与肌腱串联的弹性元件，然后将弹性元件固定到通孔3e。这将在下面参考图8进行描述。更详细地，可以实现具有透明模式和/或提供其他优点优选实施例。更详细地，我们在此并入DE 10 2018 215 163.6和/或要求其优先权的任何同族成员。注意，图8源自DE 10 2018 215 163.6。在DE 10 2018 215 163.6中，已经提出了一种可穿戴有源辅助装置，其具有可选择的最小辅助程度，其可以接近于零肢体辅助，通过以如下方式致动通常辅助肢体的电机，使得根据基于多个传感器信号导出的模型紧密地控制力传递元件的伸长。这允许在不将致动器、电机等从肌腱解耦的情况下选择最小辅助。特别地，可能的是，最小程度的肢体辅助不是由穿戴可穿戴有源辅助装置的使用者自己选择的，而是由物理治疗师、理疗师、医生等选择的，特别是即使患者没有注意到。当电机继续伸长或缩短至少一个力传递元件时，即使在没有提供实际支撑的情况下，听到电机的使用者将具有被支撑的印象。因此，可以容易地测试可穿戴有源辅助装置的安慰剂效应，特别是在患者必须重建对他(或她)自己肌肉的信心的情况下。更重要的是，通过模拟伸长和通过缩短和/或伸长至少一个力传递元件，在不考虑物理治疗师等的期望仍然必须为某些运动提供辅助的情况下，可以并且将立即获得辅助。应当注意，为了本发明的目的，肢体辅助程度选择输入适于使得在单元接通的情况下可选择至少2个不同的支撑程度，即使在该最小程度对应于零辅助的情况下，肢体辅助的最小程度也是这些程度中可选择的一个。
在本文所并入的文献中还建议，高度优选的是，允许可穿戴有源辅助装置能够被使用而无需过度精确地确定每个单个使用者的专用物理参数。这同样适用于本发明。在所结合的参考文献中公开的高度优选的实施例中，弹性元件与力传递元件在肢体与电机之间串联设置以被伸长或缩短。使用这样的弹性元件，例如螺旋弹簧，允许在确定力传递元件的伸长或缩短时产生小的误差，该力传递元件当前需要保持使用者无法检测到。这也可以在本申请中进行。因此，在本发明的优选实施例中，优选地设置限制器，该限制器限制或约束弹性元件的伸长，例如将弹簧的伸长限制到最大允许的伸长，并且该限制器吸收其他施加到弹簧或其他弹性元件而不允许其进一步伸长的任何附加力。例如，可以在螺旋弹簧内设置特定长度的绳或线。绳可以附接在与弹簧端部相同的点处，使得限制器也将放置在肢体与用于在致动时辅助肢体的电机之间。假定只要弹簧圈不延伸，绳就应比弹簧圈长，施加在力传递元件上的所有力，例如由于模型与使用者之间的失配，将导致弹簧延伸到一定程度。图8中示出了相应的示例。注意，在图8中，示出了作为闭合环状结构绘制的套箍，其将附接到肢体，但是在实际实施例中，套箍当然将由图1中所示的板/带布置代替。
在图8所示的布置中，当弹簧(示出为螺旋弹簧)的伸展保持较低时，没有力被示出为在线圈内延伸的中心线的限制器吸收。然而，一旦弹簧延伸到允许的最大值，任何额外的力将被限制器吸收，并且因此将不允许弹性弹簧的进一步延伸。换句话说，特别是在提供实际支撑或辅助的情况下，限制器将伸长限制到所允许的特定最大值。通过适当地选择弹性弹簧元件的适当的最大允许伸长量和适当的弹性模量，可以注意到模型与特定使用者实际需要的伸长量之间的任何偏差不会在实际辅助期间损害可穿戴有源辅助装置的预期行为，也不会在透明模式期间使该装置敏感。
在优选的实施例中，弹性元件具有弹性模量，使得对于在选定的最小程度的肢体辅助中可接受的最大残余力，弹性元件伸长不超过标准化模型与给定使用者的正确伸展之间的最大允许偏差。
在本文中，显而易见的是，尽管不必对使用者采取非常精确的措施，但是可以并且优选地提供在弹性和最大允许长度上都不同的多个弹性元件。在典型情况下，最大允许偏差可以是几厘米，例如1至7cm。即使在肢体辅助的给定标准电机速度的紧急改变情况下，也可以容易地克服该距离。这些优选的最大允许长度又允许当与模型不匹配时由于弹性元件的延伸而导致的残余力，这些残余力几乎不能被使用者检测到，并且将确保失配在大部分时间或全部时间保持未被检测到。
如上所述，可以确定识别的当前运动中的阶段，并且响应于模型化的伸长输出电机致动信号。虽然可以预测实际延伸，但是应当注意的是，对于由根据本发明的可穿戴有源辅助装置提供的透明模式，既不需要例如步态阶段的知识，也不需要系统依赖于准确的步态周期，因为致动曲线不是预定义的。特别地，应当注意的是，代替依赖于特定的步态阶段，可以使用比如取决于膝盖角度等的连续力缩放的其他参数。
然而，尽管如此，控制器可以适于识别某些活动，比如行走、站立、上坡或下坡、爬楼梯或下楼梯等。如上所述，即使在透明模式本身的控制不需要依赖于精确当前活动的确定的情况下，也可以提高装置的安全性。
因此，可以看出，在优选实施例中，期望使用如关于图8所解释的弹性元件，以便使用一般参数并且仅将肌腱伸长或缩短到使得弹簧在模式期间不完全伸长的精度，从而可以实现透明模式。仅当需要实际的辅助时，例如由于患者精疲力竭，肌腱将被缩短得如此之多，使得弹簧圈内的中心元件不再松弛。由于在这种透明模式期间肌腱必须绕过的距离将非常小，因此可以几乎立即提供有源辅助，而不会对所支撑的肢体造成冲击或猛力。
因此，应当注意，一个可能的实施例可以是可穿戴有源辅助装置，其包括：致动器，致动器在使用时提供肢体辅助并且经由至少一个力传递元件耦接到待有源辅助的肢体，力传递元件由致动器伸长或缩短；和控制器，其具有针对来自多个传感器的信号的输入、用于处理来自多个传感器的输入信号的信号处理级和用于根据处理后的传感器信号输出电机致动信号的输出级，其中，控制器还具有用于选择肢体辅助程度的肢体辅助程度选择输入；并且其中，信号处理器级适于连续地模拟待对应于当前由多个传感器检测到的运动或姿态而伸长或缩短的至少一个力传递元件的伸长，以根据待伸长或缩短的至少一个力传递元件的模拟伸长并且响应于所选择的最小肢体辅助程度来输出连续致动器致动信号。换句话说，优选实施例的装置可以在透明模式下使用。
应当理解，本发明的可穿戴辅助装置是有源可穿戴辅助装置，其具有一个或多个电机、控制器和多个传感器，这些传感器允许控制器在必要时激励电机以向使用者提供辅助。
电机、控制器和传感器未示出，因为高度柔性的肌腱允许使用能够附接到例如使用者躯干的已知布置。然而，控制器必须适于提供所需水平的辅助。为此，已经普遍建议，有源可穿戴辅助装置考虑到当前姿势、步态阶段和预期或检测到的运动来模拟肌腱的必要伸长或缩短。一旦模型已经预测到肌腱的必要伸长或缩短，则控制器可以相应地给电动机通电。应当理解，对于有源可穿戴辅助装置，可以以这种方式实现控制。为此，下文参考图4至图7公开了一种可能的模型。
关于这个模型，注意到以下几点。以前，膝盖力矩臂(KMA)的重要性被归因于在膝关节周围产生的力矩。在以前的模型中，忽略了髋关节和踝关节周围的力矩。此外，以前，该系统使用摆动双摆模型。在这种情况下，在膝盖周围产生的力矩是膝盖伸展的关键组成部分。
然而，本发明已经认识到，在站立阶段的情况改变了双摆系统的布置，从而锁定了踝关节和髋关节。因此，膝关节的伸展成为在髋关节和踝关节周围产生的辅助力矩的结果。
对于该模型，假设仅在站立阶段期间提供可穿戴辅助装置的有源部分的辅助。已经发现，在这种情况下，鉴于下面的分析，KMA的大小对于在髋关节和踝关节周围产生的力矩不再那么关键。
为了分析的目的，人体被简化为如图4所示的1自由度(DOF)框架。
在图4中，A是踝关节(X-Y支撑)，H是髋关节(X支撑)，K是膝关节。KF是膝盖力矩臂。T髋和T小腿分别是膝盖力矩臂KMA上方和下方的肌腱。x和y下标表示相应肌腱的x和y分量。
使用该术语，可以将虚拟工作方法用于分析。更详细地，使用了图5所示的虚拟工作模型。
使用该方法，可以确定为了抵抗由围绕K的髋部和大腿肌腱力的总和引起的H系统中的运动学变化而需要产生的力矩。
考虑dx和dy表示K的移动，这是由于系统中无限小的变形引起的，对应于M髋所做的功。于是M髋做功等于：
U＝M髋*d(aHKA)，
其中aHKA是膝关节角度，d(aHKA)是膝关节角度的变化。在系统上做外部功的其他力将是围绕K的肌腱力的竖直和水平投影：
(T小腿，x+T髋，x)*dx和(T小腿，y+T髋，y)*dy。
因此，总虚功方程可以被示出为：
0＝-M髋*δ(aHKA)+(T小腿，y-T髋，y)*δ(y)+(T小腿，x+T大腿，x)*δ(x)。
注意，髋部力矩之前的负号是因为该力矩所做的功是负的；换句话说，它将功输入系统。竖直髋部力的负号是由于该力的负方向。
在建立了总功方程之后，方程的d(y)和d(x)部分可以使用膝关节角度(d(aHKA))来表示，因此，具有公共偏导数，方程可以求解M髋。
可以推断，KMA的大小影响髋关节周围产生的力矩，如图6和图7所示，表示在不同膝关节角度产生的膝盖力矩与膝关节角度，分别显示了不同力矩臂和不同力矩臂的髋部力矩对膝关节角度的影响。
可穿戴辅助装置以对大量使用者特别有用的方式进行辅助。为了理解这一点，重要的是要认识到，在步行中，可以区分不同的阶段，即站立或摆动阶段，以向使用者提供最佳的支持。在站立阶段，腿部承载使用者的重量，并且创建闭合的运动链。一旦脚从地面抬起，腿向前摆动，它就像一个围绕髋关节和膝关节摆动的钟摆。相反，在摆动阶段，没有可用的固定，并且膝关节的伸展支撑主要取决于膝关节前面的力矩臂。
而且，在脚稳固地在地面上的运动期间，人体中的肌肉产生移动整个身体质量的伸展力矩(例如，步行、爬楼梯、从椅子上站起来)。由于肌腱的布线(Ft)，伸展模式可以由反作用力F反作用(参见图1)支撑。
在所示的布置中，膝盖被向后“推”，产生的力矩取决于小腿和大腿部段的长度，而不是取决于膝关节前面的人工力矩臂。由于这些力矩臂非常大，因此其对运动或姿势具有很高的影响，假定小腿和大腿元件的长度＝近似0.245*身体高度。
这是有帮助的，因为人工膝盖力矩臂的长度是日常生活场景中实用性的限制因素。在本发明中，由于支撑腿部伸展时的冲击小，所以任何人工力矩臂都可以最小化。
而且，膝盖弯曲得越多，通常需要越多的力来辅助使用者伸展运动，而当人以直腿站立且肌腱角度较大时，通常需要较少的支撑。
在本发明中，由于膝盖周围的尖锐肌腱角度，具有弯曲膝盖的身体位置增加了F反作用。这可以在产生的膝盖力矩中看到。特别是当腿弯曲时，用较小的力矩臂产生较大的力矩。
只有当腿部几乎笔直时，具有大力矩臂的配置才产生更大的膝盖力矩，但这可以通过更高的肌腱力来补偿。相反，在站立期间，所需的支撑力矩较低，因为身体重量以稳定的构造平衡。
鉴于此，图1示出了F反作用如何可以在实施例中用于支撑膝盖伸展。通过产生反作用力，附接到大腿和小腿的刚性元件绕R1和R2转动。带3和4抵消所产生的力并且将这些力传递到使用者的肢体的部段。带1和2利用锥形肢体形状来防止机械结构向上和向下移动。
现在，因为力只横向传递，整个结构由于F反作用和r转动而将倾向于围绕竖直肢体轴线转动(图1)。本发明建议，这可以通过合适的反扭转装置来防止，例如紧密贴合(例如由自紧大腿带引起)或通过改变肌腱布线使得r转动最小化(角度β)来防止。
由于可以使用合适的控制机构(例如实现如上所述的模型的控制机构)容易地适当地定时力的施加，所以当施加时可以实现对使用者膝关节的若干益处，即至少在步态周期的早期站立阶段或坐-站过渡期间辅助伸展——在同心膝盖伸展运动期间有效地成为额外的外部肌肉；在步态周期的中间站立阶段或站立期间稳定膝盖，防止膝盖塌陷。
可以实现对膝盖伸展部的支撑，使得提供定位在大腿的远侧外侧和前侧上的部件和定位在小腿的近侧前侧和外侧上的类似部件。更具体地，大腿前部组件应搁置在股四头肌的后部，正好在股四头肌腱上方。类似地，胫骨件的前部将覆盖胫骨结节周围的区域。为了使该件固定在腿部部段上，应使用带系统。带应从两个部件的前部伸展，绕过该部段，并在刚性结构的后外侧有一个连接点。
如所公开的，上述两个结构通过铰链关节横向连接，铰链关节的转动中心大致与膝关节的转动中心对准，注意这种大致对准仅需要近似。如上所述，铰链关节的两个部分从机构的两个腿段部分伸展但略微伸展。当在矢状平面中观察时，铰链关节仅具有小的突出部，该突出部引导肌腱并且从关节轴线的大腿半部向前延伸。然后，肌腱从铰链关节侧向地延伸到大腿结构上，向后延伸到大腿上(通过位于大腿带上的结构)，并且附接到力产生装置，例如根据来自适当控制器的控制信号而被激励的电机。
注意，优选地围绕膝关节遵循一些力流规则，以便仅在系统中引起有益的稳定力，当在额状平面中观察时，力传递构件的路径优选地与膝关节的侧边缘共线。这确保了在额状平面中不发生结构的转动。通过大腿板的紧密抵靠，这一点很容易得到保证(参见图1，锚定带)。另外地和/或替代地，可以实现布线的改变，以帮助力的补偿(参见图1，使用β的替代路径)。
此外，正如已经描述的那样，为了确保可以由单个机构或非常少的部件来适应各种使用者尺寸，通常在大腿和小腿前部部件中提供一定程度的柔性。考虑到这可能导致由于两个半部的前枢转点和膝盖对齐的关节之间的力矩臂引起的扭转，即当拉力施加到肌腱时在机构的小腿部和大腿部分之间发生的相对扭转变形，作为力传递构件的肌腱通常且优选地从铰链关节朝向刚性大腿部件的前部中心点行进。
而且，优选地通过以固定方式附接到大腿带的半刚性构件围绕大腿区域引导后部布线。这确保了当从额状平面观察时，力沿着与肱骨关节一致的方向传递，确保不会引起髋关节外展力矩。
因此，由于机械布置及其控制，需要的力矩臂利用闭合的运动链，因此本发明的装置尤其需要穿戴在衣服下面。
而且，小力矩臂和枢转点R1和R2防止了高切向力。相应的带(图1)产生抵消法向力或压力，也可以防止结构向上滑动。应当注意，肢体部段部件的长度优选地比肌腱到转动中心的距离(CoR)大至少4倍。这降低了由带产生的压力。另外，可以防止绕y轴转动，尤其是由于自紧机构(参见图1的锚定带)和使用角度β使r转动最小化的附加力路径。
应注意的是，尽管传递了高的力，但本发明的单侧膝关节提供了固有的安全性，因为与已知的其他装置相比，一旦运动链打开(例如，脚从地面抬起)，其就不再锁定跨接关节。
因此，从上面的文本可以看出，与需要与膝关节(例如外骨骼)几乎完美对准的设计相比，本发明的布置是有利的。
现在将参考图9至图11更详细地解释作为根据本发明的反扭转装置的一个示例的自张紧带的工作原理。为了在视觉上显示反扭转机构和自紧机构的功能，考虑将力从使用者的内侧下背部区域传送到大腿支架的近侧外侧的示例(从该处，力可以越过膝部力矩臂机构进一步传送到支架的小腿件)。
图9示出了这样的大腿支架的额状平面图，该大腿支架具有根据本发明的优选实施例的可穿戴装置的实心板2，以便显示横断平面、矢状平面和额状平面。
图10示意性地示出了没有自张紧带在横断平面内(通过使用者大腿8的横截面)产生的力矩：如果不提供反扭转装置，则在围绕使用者大腿8的中心A的横断平面内产生力矩Ma。该力矩Ma可以用在肌腱6中产生的张力T1乘以在横断平面中距使用者大腿8的中心A的距离d1来表示：Ma＝d1*T1。
如果在图10中示出的大腿支架中从刚性支架结构2的第一锚定点S1(即实心板2)延伸到实心板2的第二锚定点S2的近侧大腿带2c然后从第二锚定点S2进一步延伸以在界面或连接件9处与张紧的肌腱6对接(以便用作滑轮)，形成环形带2c，并且可以生成图11所示的图。
随着肌腱6中的张力增加，在环形带2c内产生合成的张力分量。该力为近侧大腿带2c提供了“自张紧”机构。肌腱6中的张力越高，大腿近侧带2c中的“自张紧”就越明显，因为其内部张力(T3)与肌腱6的张力成线性比例。环形带2c现在产生围绕大腿8的使用者中心A的反扭转力矩。然后，在横断平面中围绕点A的净力矩可以计算为：
Ma＝d2*T2-d3*T3。
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