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CN110418626A - 辅助行走系统 - Google Patents

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CN110418626A
CN110418626A CN201780078135.1A CN201780078135A CN110418626A CN 110418626 A CN110418626 A CN 110418626A CN 201780078135 A CN201780078135 A CN 201780078135A CN 110418626 A CN110418626 A CN 110418626A
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CN
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flexion
leg
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running gear
angle
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CN201780078135.1A
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乌尔巴诺·卢格雷斯·阿梅斯托
哈维尔·夸德拉多·阿兰达
约瑟普·玛丽亚·佛恩特·利亚古内斯
丹尼尔·克洛斯·科斯塔
弗朗西斯科·哈维尔·阿隆索·桑切斯
弗朗西斯科·罗梅罗·桑切斯
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Universidade da Coruna
Original Assignee
EXTREMADURA DE UNIVERSIDAO
upc
Universidade da Coruna
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Publication date
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Abstract

本发明涉及一种辅助行走系统，用于保留了髋关节屈曲能力的脊髓损伤患者中，包括一对KAFO型矫形器，该矫形器具有：(a)位于每个膝关节中的角度执行器(5)；(b)位于每条腿上的方向和加速度传感器(6)；(c)与所有传感器和执行器连接的动力源和控制系统(7)；(d)控制算法，其使用来自传感器的信息、根据行走周期来决定何时屈曲或者伸展膝关节。

Description

辅助行走系统
技术领域
本发明涉及一种步态辅助装置，用于保留了髋关节屈曲能力的脊髓损伤患者。特别地，本发明涉及一种用于步态辅助的主动矫形器，通过驱动膝关节和惯性感测的方式，用于保留了髋关节屈曲能力的脊髓损伤患者。此外，本发明的步态辅助装置还可用于帮助患有中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的人。
背景技术
相当多的脊髓损伤患者对髋关节保持有一定的控制，但是不能控制膝关节或踝关节。这些患者可以使用拐杖和被动矫形器(膝盖-脚踝-脚矫形器，或简称KAFO)来行走，被动矫形器阻止膝关节的旋转并限制踝关节的跖屈。这种类型的步态的问题在于，由于膝关节总是完全伸展，因此需要以不自然的方式抬起髋关节来迈步，这带来非常高的能量损耗，导致患者在日常生活中使用轮椅。
在自然步态中，膝关节的屈曲允许在摆动阶段期间降低髋关节，这减小了质心的振荡，从而提高步态的能量效率。使用能够使膝关节的屈曲变得更容易的装置将引导具脊髓损伤患者倾向于更多地行走而不是使用轮椅，这将为他们的康复和健康带来好处。
市面上有一些主动装置，例如Otto Bock公司的C-Brace(见美国专利文献US 8,876,912 B2和US 2010/0125229 A1)，它根据测量腿的方向的惯性传感器的读数以及测量脚与地面接触时的反作用力的力传感器的读数，来调节膝关节刚度。控制系统在支撑阶段锁止膝关节并在摆动阶段释放膝关节。然而，该装置不适合脊髓损伤患者使用，而是适合无需帮助即具有一定行走能力、通常伴有单侧病变的患者使用。美国专利文献US7,985,193B2涉及类似的刚度控制装置，但未具体提到足底传感器。
还有另一关于假体的更通用的专利文献(WO 2010/120403 A2)，该假体通过基于来自传感器的读数控制的执行器来控制关节，但是其仅涉及假体装置。
对于脊髓损伤患者而言，即使是那些无法控制髋关节的患者，也有用于步态辅助的外骨骼，诸如ReWalk(ReWalk Robotics Ltd，以色列),Ekso GT(Ekso Bionics,美国),HAL(Cyberdyne Inc,日本),Exo-H2(Technaid SL,西班牙)，等等。它们是大型且非常昂贵的装置，通过电动机或者功能性电刺激的方式作用于踝关节、膝关节和/或髋关节。
发明内容
本发明涉及一种步态辅助系统，用于保留了髋关节屈曲能力的脊髓损伤患者，以解决现有技术状态的问题和限制。此外，本发明的步态辅助装置还可以用于帮助患有中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的人。
本发明的步态辅助装置可用于帮助患有前面所述疾病的患者行走，而不需要针对个体疾病做特别适应。
更特别地，本发明涉及一种辅助行走系统，包括用于用户腿的至少第一矫形器，其中，该矫形器具有：用于脚部的支撑件，用于小腿的下部结构，用于大腿的上部结构，在下部结构和用于脚部的支撑件之间的下部关节。它还具有在下部结构和上部结构之间的上部关节。该系统还包括传感器阵列，该传感器阵列用于测量至少以下变量：
下部结构与垂直线之间的倾斜角度(θ)，
下部结构和上部结构之间的屈曲角度(αr)，以及
下部结构的点的垂直加速度(az)。
该系统还包括联接到上部关节的执行器，该执行器用于在被控制单元激活时设定屈曲角度(αr)。所述控制单元根据由前述传感器测量的值，检测用于实施随后的腿屈曲-伸展周期的需求。通过上部关节(膝关节)的执行器来改变屈曲角度(αr)，来实施该屈曲-伸展周期。
可选地，该多个传感器包括单轴陀螺仪和至少两个单轴加速度计。
优选地，该系统包括用于用户的对侧腿的第二矫形器。
可选地，控制单元可根据由对侧腿的传感器测量的值来检测随后的腿屈曲-伸展周期。
可选地，控制单元可在腿的垂直加速度(az)增加到超过阈值时，检测随后的腿屈曲-伸展周期。
可选地，控制单元可在对侧腿的垂直加速度(az)保持低于阈值一段时间时，检测随后的腿屈曲-伸展周期。
可选地，控制单元可根据对侧腿的角速度来检测随后的腿屈曲-伸展周期。
可选地，在屈曲-伸展周期期间，与上部关节相关联的执行器可以根据时间实施可变角度。
可选地，用于测量腿的姿势的传感器阵列包括至少一个单轴陀螺仪和两个单轴加速度计。
可选地，当从传感器阵列的数据检测到行走意图时，设定并开启屈曲-伸展周期。
可选地，根据对侧腿的倾斜度或对侧腿的角速度，限定每个瞬间的膝关节的屈曲。
在优选的实施例中，本发明涉及该辅助行走系统的使用，如上所述，用于患有脊髓损伤、中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的患者中。
在另一优选实施例中，本发明涉及一种辅助行走系统，用于患有脊髓损伤、中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的患者。该系统包括：
用于用户腿的至少第一矫形器，其中，该矫形器包括：用于脚部的支撑件(1)，用于小腿的下部结构(2)，用于大腿的上部结构(3)，位于下部结构(2)和用于脚部的支撑件(1)之间的下部关节(4)，以及位于下部结构(2)和上部结构(3)之间的上部关节(5)；
其特征在于，还包括：
多个传感器(6)，配置成至少测量：
下部结构(2)和垂直线之间的倾斜角度(θ)，
下部结构(2)和上部结构(3)之间的屈曲角度(αr)，以及
垂直加速度(az)；
执行器，其连接到上部关节(5)并配置成设定屈曲角度(αr)；
控制单元(7)，其配置成根据由传感器(6)测量的值，检测随后的腿屈曲-伸展周期，并凭借通过上部关节(5)的执行器使屈曲角度(αr)变化的方式实施该屈曲-伸展周期。
附图说明
下面将参考附图以非限制性示例的方式来描述本发明的一些实施例，其中：
图1示意性示出了主动矫形器。
图2A示出了矫形器用于行走的几种姿势。
图2B示出了可能的屈曲-伸展周期的膝关节角度与时间的图表。
图3示出了控制单元遵循的流程图。
具体实施方式
图1所示为本发明实施例的装置。该装置包括：一对KAFO型矫形器，用于设定膝关节的屈曲角度(αr)的执行器联接到该KAFO型矫形器；传感器，用于测量腿的倾斜角度(θ)，并且可选地测量腿的垂直加速度az；控制单元(7)，传感器阵列(6)以及执行器(5)连接到该控制单元(7)，该控制单元(7)根据传感器的读数，执行算法以决定如何在支撑阶段(膝关节被锁止)和摆动阶段(屈曲-伸展)中改变膝关节的角度。该算法在图3中详细说明。
此外，在图1示出了一实施例，其中可以看到主要的元件。用于脚部的支撑件(1)可以是刚性的或者是柔性的(通常被称为“下垂足夹”)，并且保持用户的脚部；刚性的下部结构(2)固定到患者的小腿；刚性的上部结构(3)固定到患者的大腿；用于踝关节的下部关节(4)位于元件(1)和元件(2)之间；用于膝关节的上部关节(5)允许元件(3)和元件(2)之间的屈曲，并包括联接的执行器，该执行器用于在膝关节上实施角度以在结构(2)和结构(3)之间传递扭矩；传感器阵列(6)锚定至元件(2)，用于测量元件(2)的倾斜度和加速度。数据由控制单元(7)处理，用于通过与上部关节(5)相关联的执行器在上部关节(5)上实施运动。传感器阵列(6)包括至少一个单轴陀螺仪和两个单轴加速度计，用于在每个瞬间获知腿与地面所形成的角度，以及垂直加速度。
图2A示出了矫形器在行走时所采用的不同姿势。图2B示出了由与图2A的姿势相关联的膝关节所形成的角度αr的图表：在左半部分发生屈曲，在右半部分发生相应的伸展。因此，0度的角度αr对应于完全伸展的膝关节；膝关节的屈曲达到最多40度，然后是完全伸展(0度)。图2A中的实线示出了右腿的屈曲-伸展周期，而以虚线示出的左腿被支撑并且完全伸展(被锁止)。必须指出的是，在该具体实施例中周期将遵循取决于时间的预定曲线。
如在图2B中可以看出的，在摆动右腿时左腿的角度单调增加，使得它可以用作输入以限定在本发明的其他实施例中的周期，这将在下文中说明。
在第二实施例中，系统可以安装在两个矫形器中，每条腿对应一个矫形器。每个矫形器具有自己的执行器(5)以及连接到控制器(7)的传感器阵列(6)。因此，对于每条腿而言，如果需要，可以使用来自自身传感器的信息以及来自对侧腿的传感器的信息。使用来自一个肢体的传感器的数据来控制对侧肢体的可能性可用于改善来自于传感器的数据的解读。因此可以认为，周期取决于对侧腿的状态，由此右膝关节的角度αr将基于左腿的进展(倾斜度和/或转速)而动态地被限定。
在本发明的一种变型中，一旦检测到周期，可以在(对应于膝关节的)上部关节(5)的实际执行器中执行具有特定步速的屈曲，以通过屈曲/伸展使上部关节(5)适应期望的步态。在这种情况下，执行器包括控制器，使得电机(例如，根据膝关节的屈曲-伸展的时间历程)确定预设路径。
优选地，期望的屈曲/伸展特性可以根据用户的偏好建立，因此它可以遵循与图2A-2B中所示的曲线不同的曲线，其中执行器将在行走时实施在上部关节(5)上，通常当更靠后的脚抬离地面时，使得膝关节在腿摆动时屈曲。为了检测适合于开启屈曲-伸展周期的瞬间，系统优选地使用安装在两腿中的传感器阵列，使得仅在一条腿上开启周期，如果：
a)首先，垂直加速度保持在待机阈值内最短时间。
b)然后，向上的垂直加速度超过触发阈值，这从而被解释为脚部被抬起。
c)此外，腿具有至少一个最小向前倾角θ。
d)同时，对侧腿超过最小向后倾角θo。
通过这些验证，可以建立安全范围，以防止在用户实际上没有任何行走意图时开启周期。
图3详细地描述了控制算法，控制单元(7)可以执行该控制算法，并且该控制算法可以考虑也是由传感器阵列(6)提供的附加变量，例如角速度。因此当检测到用户的行走意图时，稳健性增加。
在以下段落中更详细地解释了为了决定周期必须开启的时刻及其他所实行的主要步骤。变量在第一步(P0)中被初始化。一旦用户抬起他/她的脚后跟，就产生了由加速度计捕获的垂直向上加速度az。如果垂直向上加速度az超过激活阈值(P3)，则认为脚后跟正在被抬起，并且原则上将开启屈曲-伸展周期。
与前述相关的问题是，该加速度不仅在抬起脚后跟时超过，而且还可以在摆动期间和/或脚后跟在迈步后撞击地面的时刻发生。为了避免推断出错误的结论，可以加上在超过最小加速度之前脚部必须首先被支撑最小时间Ta(P2)的条件。被支撑的条件通过验证(P14)垂直加速度值保持在待机加速度的范围中来确定。
此外，为了更加确定，可以建立在检测时需符合的另外两个附加条件：右腿的倾斜角度(图2A中的θ，正向前)必须大于预设值θmin(P4)，并且左腿的倾斜角度(图2A中的θo，也正向前)必须小于值(P5)，这通常代表向后倾斜。
当符合这些条件时，不太可能不正确地开启周期。例如，如果在右腿发生加速度，对象必须采取类似于图2A的左侧所示的姿态，以使周期开启，此时右腿向前倾斜而左腿向后倾斜。这意味着，当脚部抬起且两腿彼此平行时(例如，当转身时)，或者如果在被支撑腿中由于任何原因发生加速度时，膝关节不会发生屈曲。
加速度升高的另一个示例是在脚后跟撞击地面时，但这也不会开启周期。这是因为脚部来自于摆动阶段，而不是先前处于待机(P2，P14)，此外，腿的倾斜度不符合条件(P4，P5)，因为经历加速度的腿更靠前，并由此向后倾斜。
在图3的图示中描述了这些和其他的验证，其中所绘出的算法由控制单元(7)使用，以控制屈曲-伸展周期的合适操作。
灰色(菱形)判定块表示传感器的测量，而灰色(矩形)动作块则表示发送给执行器(5)的指令。
由图3的算法定义的步骤在控制单元(7)中循环运行，具有时间步长Δt，每一圈都施加膝关节的屈曲角度αr，该屈曲角度αr在锁止阶段(P13)可以是0，或者，在摆动阶段(P11)中可以是类似于图2B的图表的时间函数f(t)。
图中示出的变量如下：
代表系统状态的变量：
C:表示周期(C＝1)是否正在进行或者腿被锁止(C＝0)。
t:从周期开启时起经历的时间。
ta:脚部已被支撑的时间。
代表传感器的测量的变量：
az:由加速度计测量的垂直加速度。
θ:腿和垂直线之间的角度(正向前)。
θo:对侧腿和垂直线之间的角度(正向前)。
可调整参数：
必须被超过以开启周期的向上加速度。
被认为处于待机状态的最大加速度。
T:屈曲-伸展周期的持续时长(在图2B的示例中是0.7s).
Ta:能够开启周期的在先最小待机时间。
θmin:用于开启周期的最小向前倾斜角度。
用于开启周期的对侧腿的最大倾斜度。
注意：正向倾斜始终是向前倾斜，因此，参数将通常为负值。
矫形器优选地通过束带固定。Velcro用于上部和下部部件中，并且可在膝关节上放置用搭扣紧固的支撑件。
尽管在替代实施例中提到了具有两个矫形器的情况，但是也可能用户仅使用一个矫形器就足够了。该系统因此将仅具有来自惯性传感器单元的信息。
在另一个实施例中，可以通过测量由矫形器支架(拐杖)支撑的应力，例如由传感器(例如应变仪桥)提供测量，使得安全性得以额外地增加。
附图标记
1 用于脚部的支撑件
2 下部结构
3 上部结构
4 下部关节
5 上部关节
6 传感器阵列
7 控制单元
P0 初始化变量
P1 验证是否周期被启动
P2 验证腿的待机时间
P3 验证腿的垂直加速度
P4 验证腿相对于垂直线的角度。
P5 验证对侧腿相对于垂直线的角度。
P6 建立周期的开启。
P7 初始化周期时间计数器。
P8 验证从最后一个周期开始的时间。
P9 建立周期的结束。
P10 初始化支撑时间计数器。
P11 根据时间函数建立膝关节的角度。
P12 增加周期时间计数器。
P13 建立被锁止的膝关节的角度。
P14 验证被支撑的腿的加速度。
P15 增加支撑时间计数器。
P16 重启支撑时间计数器。
在本具体实施方式中描述了若干具体实施例，但是本领域技术人员能够根据每种情况的要求，引入修改以及用其他等同或改进的特征替换技术特征，这并不脱离由所附权利要求所限定的保护范围。

Claims (10)

1.一种辅助行走系统，包括：
用于用户的腿的至少第一矫形器，其中，该矫形器包括：用于脚部的支撑件(1)，用于小腿的下部结构(2)，用于大腿的上部结构(3)，位于所述下部结构(2)和所述用于脚部的支撑件(1)之间的下部关节(4)，位于所述下部结构(2)和所述上部结构(3)之间的上部关节(5)；
其特征在于，该辅助行走系统还包括：
多个传感器(6)，其配置为用于至少测量：
所述下部结构(2)和垂直线之间的倾斜角度(θ)，
所述下部结构(2)和所述上部结构(3)之间的屈曲角度(αr)，以及
垂直加速度(az)；
执行器，其连接至所述上部关节(5)，并配置为用于设定所述屈曲角度(αr)；
控制单元(7)，其配置为根据由所述传感器(6)测量的值来检测随后的腿屈曲-伸展周期，并凭借通过所述上部关节(5)的执行器使所述屈曲角度(αr)变化的方式实施所述屈曲-伸展周期。
2.根据权利要求1所述的辅助行走系统，其特征在于，所述多个传感器(6)包括单轴陀螺仪和至少两个单轴加速度计。
3.根据权利要求1或2所述的辅助行走系统，其特征在于，包括用于用户的对侧腿的第二矫形器。
4.根据权利要求3所述的辅助行走系统，其特征在于，所述控制单元(7)配置为也根据由所述对侧腿的传感器(6)测量的值来检测随后的腿屈曲-伸展周期。
5.根据权利要求4所述的辅助行走系统，其特征在于，所述控制单元(7)配置为当所述腿的垂直加速度(az)增加到超过阈值一段时间时，检测随后的腿屈曲-伸展周期。
6.根据权利要求4或5所述的辅助行走系统，其特征在于，所述控制单元(7)配置为当所述对侧腿的垂直加速度(az)保持低于阈值一段时间时，检测随后的腿屈曲-伸展周期。
7.根据权利要求4至6中任一项所述的辅助行走系统，其特征在于，所述控制单元(7)配置为根据所述对侧腿的角速度，检测随后的腿屈曲-伸展周期。
8.根据前面任一项权利要求所述的辅助行走系统，其特征在于，在屈曲-伸展周期期间，与所述上部关节(5)相关联的执行器配置为根据时间实施可变角度。
9.根据权利要求1至8中任一项的辅助行走系统在患有脊髓损伤、中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的人中的应用。
10.一种辅助行走系统，用于患有脊髓损伤、中风、外伤性脑损伤、多发性硬化、脑瘫和影响下肢的脊髓灰质炎的、保留了髋关节屈曲能力的人，该系统包括：
用于用户的腿的至少第一矫形器，其中，该矫形器包括：用于脚部的支撑件(1)，用于小腿的下部结构(2)，用于大腿的上部结构(3)，位于所述下部结构(2)和所述用于脚部的支撑件(1)之间的下部关节(4)，以及位于所述下部结构(2)和所述上部结构(3)之间的上部关节(5)；
其特征在于，所述系统还包括：
多个传感器(6)，其配置为用于至少测量：
所述下部结构(2)和垂直线之间的倾斜角度(θ)，
所述下部结构(2)和所述上部结构(3)之间的屈曲角度(αr)，以及
垂直加速度(az)；
执行器，其连接至所述上部关节(5)并配置为用于设定所述屈曲角度(αr)；
控制单元(7)，其配置为根据由所述传感器(6)测量的值来检测随后的腿屈曲-伸展周期，并凭借通过上部关节(5)的执行器使所述屈曲角度(αr)变化的方式实施所述屈曲-伸展周期。
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