[0001] 本申请涉及医疗辅助设备，尤其涉及一种步态辅助装置。

[0002] 随着人口老龄化的加剧，中风、帕金森、小脑与肌肉病变等疾病的发病率持续升高，患者往往伴随着运动机能的衰退，大大影响了患者的自理能力，如果没有经过有效的康复治疗，患者的运动能力将进一步退化，不但影响了患者的生活质量，其护理成本也给社会带来沉重的负担。传统的康复过程往往需要较高的人力成本，下肢的步态康复尤甚。而专业的康复治疗师的稀缺加剧了供需矛盾，因此，机器人辅助的下肢康复设备能够减轻康复的人力成本，并提供更加密集和可重复的康复训练和有效性评估，具有巨大的市场需求和潜力。

[0023] 本发明涉及一种步态辅助康复装置，所述装置可提供体重支撑及水平方向的助力/阻力训练，能够实现自然步态的重复训练。此外能够辅助患者保持平衡,防止使用者跌倒，按照自身运动意图，完成符合实际情况的步态训练，并通过柔性交互提供稳定且准确的体重支撑和辅助/抵抗力介入的针对性训练。根据本发明的装置可被用于康复医院，疗养院，社区中心等的场合，以及使用者家中，用于步态康复训练。在一些实施例中，使用者可通过矫形套装及套索连接于人机接口处，从而为使用者/患者提供体重支撑，并通过柔性人机接口，在人体重心处施加前后及侧向的助力/阻力。因此可在提供最符合自然步态的康复训练任务的同时，辅助患者保持身体平衡。根据本发明的装置还可通过一个或多个测量装置，例如惯性测量单元、压力传感器阵列等类型的生物传感器，侦测及识别患者的康复效果，达到评估及调节的闭环控制，优化步态康复的效果。

[0024] 根据本发明的步态辅助装置可分段独立驱动，使得装置的支撑部的运动范围较大，并能够切换不同的操作模式。本装置能够实现平地行走、台阶迈步、坐姿、站立等多种运动模式的训练，并能够帮助患者从轮椅上站起，完成步态辅助康复装置的穿戴。此外，模块化的设置能够与髋关节外骨骼/踝关节外骨骼等模块协同工作，同步控制，从而形成运动辅助及关节辅助结合，提供更加具体，粒度更细的康复训练。

[0025] 在一个实施例中，步态辅助装置包括：可移动机架、及用于与使用者接触的人机接口。所述人机接口与所述可驱动机架之间可形成弹性连接，例如沿三个正交方向(X‑Y‑Z轴)形成相应的弹性连接。因此，所述人机接口在三个正交方向上均具有弹性，因此视为柔性人机接口。使用者可通过穿戴矫形套装等方式，与柔性人机接口接触/连接。当使用者在进行训练时，通过在人机接口与机架之间，在各个方向上所测得的相应相对位移，步态辅助装置可通在各个方向上驱动机架相对于人机接口的移动，改变人机界面与机架之间的作用力，从而控制使用者与柔性人机接口之间接触力/接触力向量。在一些示例中，使用者与柔性人机接口之间的接触力设置为较低，以避免影响使用者的康复训练任务。然而，当使用者失去平衡或具有跌倒的风险时，步态辅助装置需提高接触力对使用者进行支撑或搀扶。通过控制给予使用者的支撑力，达到步态康复的训练效果。步态辅助康复装置可以自然的步态跟随，运动完全由患者自觉产生，从而确保使用者/患者自由的运动，加强神经可塑性的链接。

[0026] 图1及6示出了根据一个实施例的步态辅助装置100。步态辅助装置100包括机架110及驱动机架110相对于参照表面60移动的驱动装置120。参照表面60可以是承载步态辅助装置100的工作表面，例如室内或室外的地面。为一示例，机架110前端安装有两个被动的全向轮122，后端装有驱动装置120，例如两个轮毂电机。驱动装置120可驱动机架可相对于参照表面及使用者90沿纵向82(X轴)及横向84(Y轴)移动，其中所述纵向82垂直于所述横向
84。步态辅助装置100还可包括人机接口140。在一些实施例中，人机接口140包括用于与使用者90接触的接触部141。使用者90可通过矫形套装92及/或套索与人机接口140的接触部
141连接及接触。矫形套装92还可通过绑带与使用者90背部相连，其通过张紧装置与使用者
90的脊柱曲线贴合，防止患者腰椎与胸椎的侧弯。优选地，步态辅助装置100通过矫形套装
92在使用者90的髋关节部位或体重心处提供稳定的助力/支撑力/接触力，从而保证在步态训练的过程中，辅助患者的平衡。所述矫形套装上下端分别于安全带钩索及胯下吊带相连，为患者在吊起穿戴阶段提供全体重支撑。所述矫形套装背部可安装于髋关节外骨骼，可帮助使用者完成髋关节的运动

[0027] 人机接口140可通过快拆机构与矫形套装吊带相连，为穿戴者提供精确的三自由度的助力。同时矫形套装还可通过安全带跟旋转吊杆182相连，实现对穿戴者的转移及定位。如图2所示，在一些实施例中，步态辅助装置100可包括耦接于机架110的下肢支撑装置170，例如踝关节助力外骨骼或下肢外骨骼模块。在一个实例中，下肢支撑装置170可包括例如串联弹性驱动器的驱动器，并通过鲍登绳驱动下肢支撑装置170。在辅助康复训练的过程中，下肢支撑装置170及机架110可被分别驱动或同时驱动，实现关节级的康复训练，为病情较为严重的使用者/患者提供关节级别的助力。

[0028] 在一些实施例中，人机接口140可沿纵向82弹性耦接(elastically coupled)于机架110，例如通过在纵向82布设弹性件/弹性部以形成相应的弹性耦接。可以理解地，人机接口140可以直接或间接的方式，沿纵向82弹性耦接于机架110。人机接口140还可沿横向84弹性耦接于所述机架，例如通过在横向84布设弹性件/弹性部以形成相应的弹性耦接。相同地，人机接口140可以直接或间接的方式，沿横向84弹性耦接于机架110。

[0029] 步态辅助装置100还可包括控制器112。控制器112可设置于机架110内部或机架110外部，并与机架110的驱动装置120形成电信连接，实现机架110相对于参照表面/使用者
90的可控驱动。优选地，控制器112还可与人机接口140形成电信连接，通过一个或多个设置于人机接口140的传感器，获得人机接口140与机架110之间的相对位置。步态辅助装置100还可包括连接于控制器112的手持式有线遥控器114，用于手动操控步态辅助装置100的运作，例如用于将步态辅助装置100导向移动到起始位置、对步态辅助装置100的作急停操控等。

[0030] 在步态训练过程中，控制器112可响应于人机接口140与机架110之间沿纵向82及/或横向84的相对位移，例如通过传感器的信号，独立驱动机架110沿纵向82及/或横向84移动。通过驱动机架110，步态辅助装置100可改变人机接口140与机架110之间的作用力，从而控制接触部141与使用者90之间，沿纵向82的接触力向量及/或沿横向的接触力或作用力。接触力或作用力可包括相应力的大小及方向。如果控制器112仅测得人机接口140与机架
110之间相对于参照表面沿纵向82的相对位移，则仅驱动机架110带动人机接口140沿纵向
82移动，改变人机接口140与机架110之间沿纵向82的作用力，从而独立控制接触部141与使用者90之间沿纵向82的接触力。相同地，如果控制器112仅测得人机接口140与机架110之间沿横向84的相对位移，则仅驱动机架110带动人机接口140沿横向84移动，改变人机接口140与机架110之间沿横向84的作用力，从而独立控制接触部141与使用者90之间沿横向84的接触力。可以理解地，当控制器112测得沿纵向82及横向84的相对位移，则根据相应的相对位移驱动机架110，从而控制接触部141与使用者90之间的各个接触力。

[0031] 在一些实施例中，如图4至5D所示，驱动装置120可为差速驱动轮系120或可通过差速方式驱动机架110。差速驱动轮系120可包括沿横向84间隔设置的两个驱动轮，其中所述两个驱动轮可以反方向转动也可以相同方向转动。所述两个驱动轮沿相同方向的转动驱动机架110带动人机接口140沿纵向82移动，且可沿相反方向转动，驱动机架110带动人机接口140沿横向84移动。所述两个轮可定义驱动轮轴72。差速驱动轮系120的驱动轮轴72可沿纵向82与人机接口140及/或接触部141形成间隔(S)或间隔设置。间隔(S)的形成使得差速驱动轮系120可在人机接口140/接触部141的位置上，实现人机接口140/接触部141相对于使用者90的独立单方向驱动，即，仅沿纵向82或沿横向84的驱动。参考图5A及5B，假如控制器
112需将人机接口140沿纵向82相对于使用者90移动94a/94b，则可驱动差速驱动轮系120的双轮以相同速度前进(图5A)或后退(图5B)。此外，参考图5C及5D，假如控制器112需将人机接口140沿横向84相对于使用者90移动94c/94d，则可驱动差速驱动轮系120的双轮以反方向驱动，例如图5C及图5D所示。

[0032] 如图1、2及6所示，在一些实施例中，步态辅助装置100可包括耦接于机架110的驱动箱130。驱动箱130可通过导轨134的导引，相对于机架110沿高度方向86(Z轴)移动。驱动箱130可包括吊臂180及旋转吊杆182。还包括万象旋转吊钩与吊杆182铰接，使得吊杆182可相对于吊臂180在水平参照表面自由转动。此外，可通过耦接于机架110与驱动箱130之间的驱动器132，例如线性驱动器，驱动吊臂180相对于机架110沿高度方向86上下运动。通过线性驱动器可控制整个驱动箱130及吊臂180上下运动，同时矫形套装通过安全带跟旋转吊杆309相连，实现对穿戴者的转移及定位，例如用以吊起患者方便从轮椅上转移至穿戴位置。
在一些实施例中，驱动器132可为直线驱动机构，因此可大范围调节驱动箱130。吊臂180在后续训练过程中，还可通过吊带与使用者90躯干相连，作为使用者90跌倒时的紧急保险。在一些实施例中，驱动箱130还可包括可折叠扶手183，使用者可用于支撑自身的重量。扶手
183可通过固定装置相对于驱动箱130被固定。在一个示例中，可通过限位装置将扶手183的旋转角度限制在90度。在一些实施例中，步态辅助装置100还可包括电控元件，传感器采集电路及信息可视化处理中心，并通过有线连接一遥控开关，供伴行者调节训练参数，控制装置运动，以及触发急停等功能。

[0033] 如图7至9所示，在一些实施例中，步态辅助装置100可包括沿纵向82延伸的固定架151，其中固定架151可以直接或间接的方式耦接于机架110。在一些实施例中，固定架151可耦接于驱动箱130，并可被驱动箱130沿高度方向86驱动。因此，固定架151可间接地耦接于机架110。可替代地，固定架151也可直接耦接于机架110。固定架110与人机接口140可沿纵向82及横向84弹性耦接。在一个实施例中，人机接口140与固定架151之间布设有第一弹性件142。第一弹性件142形成人机接口140与固定架151之间沿纵向82的弹性耦接。因此，人机接口140通过固定架151与机架110形成沿纵向82的弹性耦接。此外，第一弹性件142的压缩量或弹性变形可由第一传感器测量/侦测，例如直线编码器或直线位移传感器，从而获得人机接口140相对于固定架151/机架110沿纵向82的相对位移。因此，在步态训练过程中，控制器112可响应于人机接口140与机架110之间沿纵向82的相对位移，驱动机架110沿纵向82移动，改变人机接口140与机架110之间沿纵向82的作用力，从而控制接触部141与使用者90之间沿纵向82的接触力。此外，控制器112还可根据纵向82的相对位移及第一弹性件142的弹性系数，获得接触部141与使用者90之间沿纵向82的接触力。因此，通过使用简易的直线编码器或直线位移传感器获得接触力，并减免了昂贵且复杂的力传感器的使用。

[0034] 相同地，人机接口140与固定架151之间布设有第二弹性件144。第二弹性件144形成人机接口140与固定架151之间沿横向84的弹性耦接。因此，人机接口140通过固定架151与机架110形成沿横向84的弹性耦接。此外，第二弹性件144的压缩量或弹性变形可由第二传感器测量/侦测，例如直线编码器或直线位移传感器，从而获得人机接口140相对于固定架151/机架110沿横向84的相对位移。因此，在步态训练过程中，控制器112可响应于人机接口140与机架110之间沿横向84的相对位移，驱动机架110沿横向84移动，改变人机接口140与机架110之间沿横向84的作用力，从而控制接触部141与使用者90之间沿横向84的接触力。此外，控制器112还可根据横向84的相对位移及第二弹性件144的弹性系数，获得接触部141与使用者90之间沿横向84的接触力。因此，通过使用简易的直线编码器或直线位移传感器获得接触力，并减免了昂贵且复杂的力传感器的使用。

[0035] 如图10至11所示，步态辅助装置100可包括布设于驱动箱130内且连接于固定架151/人机接口140的接口驱动组件150。可替代地，接口驱动组件150可直接耦接于机架110，因此不与驱动箱130同步移动。接口驱动组件150可包括驱动机构152，从而驱动固定架151沿高度方向84相对于机架110移动。因此，驱动机构152可通过固定架151驱动人机接口140沿高度方向86相对于机架110或驱动箱130移动。驱动机构152为直线驱动器152，用以精确控制人机接口140沿高度方向86的竖直运动。人机接口140可与驱动机构152沿高度方向86(Z轴)形成弹性耦接。在一个实施例中，驱动机构152为串联弹性驱动器152，并通过固定架
151与人机接口6固定。串联弹性驱动器152可包括电机153、滑动框154及滚柱丝杠155。滚柱丝杠155与电机153固定耦接，并通过驱动器弹性件156与滑动框154形成弹性耦接。因此，可通过串联弹性驱动器152与固定架151/人机接口140沿高度方向86(Z轴)形成弹性耦接。因此当电机153驱动滚柱丝杠155时，将压缩驱动器弹性件156，并将弹力传导至人机接口6，为穿戴者提供体重支撑。在一个实施例中，驱动器弹性件156的弹性变形或压缩量可由驱动器传感器测量或侦测，例如直线编码器或直线位移传感器，从而获得人机接口140相对于驱动机构152沿高度方向86的相对位移。因此，在步态训练过程中，控制器112可响应于人机接口
140与串联弹性驱动器152之间沿高度方向86的相对位移，驱动人机接口140沿高度方向86移动，改变人机接口140与机架110之间沿高度方向86的作用力，从而控制接触部141与使用者90之间沿高度方向86的接触力。此外，控制器112还可根据高度方向86的相对位移及驱动器弹性件156的弹性系数，获得接触部141与使用者90之间沿高度方向96的接触力。

[0036] 再次参考图8，在一些实施例中，为了允许人机接口140/接触面141可更柔性地与使用者接触/连接，人机接口140可与固定架151沿平行于纵向82的第一枢孔146铰接，因此，人机接口140可相对于固定架151关于纵向82枢转。此外，人机接口140还可与固定架151沿分别平行于横向84及/或高度方向86的枢孔147/148铰接，因此，人机接口140可相对于固定架151关于横向84及/或高度方向86分别枢转。在一个实施例中，人机接口140关于横向84的枢转(俯仰)角度可被限制，例如通过限位槽。此外，如图9所示，接触面141与人机接口140还可通过控制把手及固定环的开闭，实现与沿纵向82的快速连接/断开。因此，人机接口140可提供使用者90五个自由度的柔顺接触，并通过快拆机构与穿戴者配套的矫形套装相连，在人体重心处提供稳定舒适的助力。

[0037] 在不同的训练场景中，步态辅助装置可为使用者提供至少以下三种模式的训练：助力行走模式、体重支撑跟随模式、及阻力行走模式。在助力行走模式中，机架将通过人机接口为穿戴者提供前向推力和侧向骨盆摆动的自然跟随，同时为使用者提供部分体重支撑，用以减轻双腿负担，同时对于不正常步态患者可使用踝关节外骨骼对其进行辅助。在体重支撑跟随模式中，系统内置的导纳控制算法将重塑装置的动态，使得患者/穿戴者尽量感受不到装置的阻抗作用，以此还原最自然的训练环境；同时装置可通过人机接口为患者/穿戴者提供部分体重支撑，减少患者/穿戴者双腿的阻力。在阻力行走模式中，系统内置的导纳控制算法将调高装置的阻抗，增加患者/穿戴者行走时的阻力，而体重支撑机构只提供重心跟随而不输出支撑力。此外，在阻力行走模式中，机架还可以通过人机接口为患者/穿戴者提供纵向向后方向的阻力，以阻止患者/穿戴者向后方向的步态失衡。

[0038] 如本文中所使用的，除非另外明确指出，否则单数“一”和“一个”可以被解释为包括复数“一个或多个”。

[0039] 以上出于说明及描述的目的呈现本公开，但是并不旨在穷举或限制。许多修改及变化对于本领域普通技术人员来说是显而易见的。选择及描述示例实施例是为了解释原理及实际应用，并且使本领域普通技术人员能够理解本公开的各种实施例，其具有适合于预期的特定用途的各种修改。

[0040] 因此，尽管本文参考附图描述说明性示例实施例，但是应该理解，该描述不是限制性的，并且本领域技术人员可以在其中实现各种其他变化及修改而不脱离本公开的范围、创新构思及技术方案。