动力矫形装置及其使用方法与流程

相关申请的交叉参考

本申请要求2015年6月15日提交的美国临时专利申请no.62/175,765的权益。本申请也是2013年11月15日提交的美国专利申请no.14/081,554的部分继续申请，美国专利申请no.14/081,554是2009年3月18日提交的美国专利申请no.12/406,732(现为美国专利no.8,585,620)的继续申请，其要求2008年3月18日提交的美国临时专利申请no.61/037,556的权益。美国专利申请no.12/406,732也是2007年9月19日提交的美国专利申请no.11/857,881(现为美国专利no.8，926,534)的部分继续申请，美国专利申请no.11/857,881要求2006年9月19日提交的美国临时专利申请no.60/826,188和2007年2月14日提交的美国临时专利申请no.60/889,773的权益。所有这些申请和专利所公开的内容通过引用整体并入本文。

本公开大体上涉及矫形装置，并且更具体地，本公开涉及动力矫形装置以及将其用于康复或功能协助的方法。

背景技术：

中风、脑损伤和其他神经肌肉创伤存活者常常伴随轻偏瘫或身体特定部位的严重虚弱。结果可能是一个或多个肢体受损或丧失功能。已经表明，人们可以从此类神经创伤所伴随的许多损伤中显著康复。此外，已经表明，如果康复锻炼方案包括执行熟悉和功能性的任务，则康复更加有效，并且运动模式重新学习得更快。然而，伴随着神经肌肉创伤，可能会严重减弱受创的一个或多个肢体的控制或力量，以至于患者可能在没有辅助的情况下难以(或不能)进行建设性的、功能性康复锻炼。

技术实现要素：

本发明的一个实施例包括与具有至少两个关节的肢体一起使用的动力矫形装置。该装置包括：包括至少两个支架子组件的支架系统。第一支架子组件能够作用于关节中的第一关节，并且第二支架子组件能够作用于关节中的第二关节。第一支架子组件包括第一区段和第二区段，并且第一区段和第二区段被配置为围绕关节中的第一关节相对于彼此进行相对运动。第一支架子组件配置为将其第一区段和其第二区段可移除地联接到相应的肢体部分。第一支架子组件包括第一动力致动器组件，该第一动力致动器组件被配置为接收来自肌电图传感器的第一传感器信号，并且还被机械联接到第一支架子组件，以便施加第一力来驱动第一支架子组件的第一区段和第二区段相对于彼此移动。第一力基于第一传感器信号。

第二支架子组件包括第一区段和第二区段，并且第一区段和第二区段被配置为围绕所述第二关节相对于彼此进行相对运动。第二支架子组件被配置为将其第一区段和其第二区段可移除地联接到相应的肢体部分。第二动力致动器组件被配置为接收来自传感器的第二传感器信号，所述传感器选自由肌电图传感器、惯性测量单元组成的组及其组合。第二动力致动器组件还配置为机械联接到第二支架子组件，以便施加第二力来驱动第二支架子组件的第一区段和第二区段相对于彼此移动。第二力基于第一传感器信号或第二传感器信号。支架系统以及第一致动器组件和第二致动器组件形成可穿戴部件。

在一些实施例中，第一支架子组件包括肌电图传感器。在各种实施例中，第二支架子组件包括传感器。第一支架子组件可以包括输出第三传感器信号的惯性测量单元，并且第一力可以基于第一传感器信号和第三传感器信号。

在一些实施例中，第一支架子组件的第二区段和第二支架子组件的第一区段可以是相同的区段。在这些实施例中的一些实施例中，第一支架子组件可以被配置为将其第二区段可移除地联接到前臂，并且第二支架子组件可以被配置为将其第一区段可移除地联接到前臂，并且将其第二区段可移除地联接到手。第一力可以另外基于第二传感器信号。第二力可以基于第一传感器信号和第二传感器信号。

第二致动器组件可以配置为沿着第二支架子组件定位并且邻近关节中的第二关节。第二致动器组件可配置为定位在第二支架子组件上，使得当装置可移除地联接到用户时，第二致动器组件远离关节中的第二关节定位。第一致动器组件可以包括位于壳体中的电机以及联接电机和第一支架子组件的第一区段和第二区段的驱动组件。电机可以定位为邻近第一支架子组件的第一区段和第二区段之间的接合部。当第一支架子组件被配置为可移除地联接到前臂时，接合处可以邻近肘或手腕。

第二致动器组件可以包括位于壳体中的电机以及联接到电机和第二支架子组件的第一区段和第二区段的驱动组件。电机可以定位为邻近第二支架子组件的第一区段和第二区段之间的接合部。当第二支架子组件被配置为可移除地联接到手上时，接合部可以邻近手指关节。

第二致动器组件可以是线性致动器组件或旋转致动器组件。第二致动器组件可以是基于线缆的致动器组件或基于肌腱的致动器组件。第一致动器组件和第二致动器组件可关于施加到第一支架子组件的第一力和施加到第二支架子组件的第二力进行通信。

在一些实施例中，该装置包括与第一支架子组件和第二支架子组件通信的控制器系统。控制器系统可以包括处理系统，该处理系统接收第一传感器信号和第二传感器信号，并且向第一致动器组件和第二致动器组件生成输出信号。控制器系统可以包括用户界面，用户通过该用户界面与设备交互。控制器系统可以自动地自调整一个或多个参数，所述参数选自支架强度、系统增益、系统灵敏度、虚拟弹簧参数、emg阈值、最大和最小扭矩、运动的运行范围、阻尼参数、用户反馈模式、数据记录参数组成的组及其任何组合。控制器系统可以通过线缆或无线系统耦接到第二支架子组件。控制器系统可以耦接到互联网，使得设备能够与远程定位的计算设备通信。控制器系统可以包括数据管理系统，用于存储从设备、用户或两者接收的数据。可穿戴部件可以包括耦接到第一动力致动器组件和第二动力致动器组件的电池。

附图说明

通过参考以下参照附图进行详细描述，将更容易理解实施例的前述特征，其中：

图1示出了动力矫形装置的等距视图，所述动力矫形装置包括具有两个支架子组件的支架系统，所述支架子组件能够以可移除的方式联接到受试者的肢体；

图2示出了从肢体分离的图1所示动力矫形装置；

图3示出了动力矫形装置的等距视图，所述动力矫形装置包括具有两个支架子组件的支架系统，所述支架子组件能够以可移除的方式联接到受试者的肢体；

图4示出了从肢体分离的图3所示动力矫形装置；

图5-7示出了动力矫形装置的等距视图，所述动力矫形装置包括具有两个支架子组件的支架系统，所述支架子组件能够以可移除的方式联接到受试者的肢体上，其中，第二支架子组件还包括惯性测量单元；

图8和图9示出了动力矫形装置的等距视图，所述动力矫形装置包括支架系统，所述支架系统具有两个支架子组件的支架系统，所述支架子组件能够以可移除的方式联接到受试者的肢体上，其中，第一支架子组件还包括惯性测量单元；

图10示出了动力矫形装置的第二支架子组件的一部分的等距视图，其中，第二支架子组件的第一区段被可移除地联接至肢体部分；

图11示出了动力矫形装置的第二支架子组件的等距视图，其中，第二支架子组件的第一区段和第二区段能够以可移除的方式联接到相应的肢体部分；

图12示出了从任何肢体分离的第二支架子组件的等距视图；

图13-15示出了第二支架子组件的致动器组件的分解图；

图16和图17分别示出了第一支架子组件的正视图和等距视图；

图18示出了与第一支架子组件和第二支架子组件一起使用的示例性肌电图传感器；

图19示出了根据本发明示例性实施例的示例性控制算法；

图20示出了根据本发明示例性实施例的emg信号与输出信号的关系图；

图21-24示出了根据本发明各种示例性实施例的emg信号与输出信号的不同关系图；

图25示出了根据本发明示例性实施例的其他参数与输出信号的关系图；

图26示出了根据本发明示例性实施例的时间或温度参数与输出信号的关系图；

图27示出了根据本发明示例性实施例的emg信号与输出信号的关系图；

图28示出了根据本发明示例性实施例的位置与输出信号的关系图；和

图29示出了根据本发明示例性实施例的温度与输出信号和控制算法的关系图。

具体实施方式

定义。如本说明书和所附权利要求中所使用的，除非上下文另有要求，否则下列术语应具有以下所示含义：

“矫形装置”是用于虚弱或无效关节或肌肉的支撑物或支架。矫形装置被穿戴在现有身体部位上，以支撑发生弱化或畸形的身体部位和/或恢复其功能。

“肢体”是指手臂或腿，其中，可选的是，手臂或腿的一部分、乃至其全部包括假体。

“假体”是替代身体缺失部分的人造装置。

“肢体部分”是肢体的一部分。

“关节”是相邻肢体部分之间的联结物。

“用户”由上下文定义，并且指的是此刻正在与设备进行交互的任何人。例如，用户包括在设备运行时的设备穿戴者或患者、临床医师、受过训练的专业人员或此刻通过用户界面与设备交互的任何人。

患有神经肌肉病况的人通常表现出精细度降低并且粗放的运动技能。例如，即使一个人保持对于关节的对称控制，其可能对该关节相反两侧肌肉群的控制也有所降低。这个人不仅可能无法实现关节通常允许的全范围运动，而且这个人也可能无法控制关节，以使得相关肢体部分对周围物体施加所需的作用力。例如，如果这个人想要将物体夹持在他或她的食指和拇指之间，则这个人必须至少使用拇收肌、第一背骨间肌和拇短屈肌来将手指放置在物体周围，然后相应地进行抓持。当这个人不能将他或她的手指移动到合适的位置，或者施加所需的力时，这个人就不能握住物体。

在另一示例中，人可能仅能够对特定关节进行不对称控制。在这些情况下，这个人可能能够屈曲或伸展关节，但不能两者兼顾。用户可能能够控制负责关节屈曲的肌肉群，但是他或她对负责伸展的肌肉群的控制可能受到削弱。类似地，相反情形可能也属实，例如，用户可能对伸展方向具有控制，然而却无法控制弯曲方向。作为示例，伸展手臂所达成的任务可能需要松弛屈肌(例如二头肌、肱桡肌)，并且允许伸肌(例如三头肌)中的张力占主导地位。然而，如果人不能发挥他或她的三头肌或释放多动的二头肌，则这个人将无法完成任务。

本发明的实施例能够使其用户实现更自然的粗放和精细运动。当用户穿戴本文所述的动力矫形装置时，该装置增强了用户的功能性能力。具体地，本发明的各种实施例可以使用控制算法，从而即使不存在用户受损的控制影响关节的力量和运动的一个或多个主要肌肉群的能力的情况下，也能实时模拟关于多个关节的自然模式的运动和力。每个动力矫形装置包括具有至少两个支架子组件的支架系统，每个支架子组件联接到用户的两个肢体部分，并对于不同的关节进行操作。至少一个支架子组件包括至少一个肌电图(emg)传感器。当用户将装置可移除地联接到他或她的肢体上时，至少一个emg传感器耦接至用户的一个肌肉群。当用户尝试移动肢体时，emg传感器检测用户肌肉中的活动。基于至少一个传感器的输出，所述装置向支架子组件中的一个或两个支架子组件施加扭矩，以辅助用户的运动。

在一些实施例中，矫形装置的支架子组件中的至少一个包括惯性测量单元(imu)。矫形装置可以基于imu和emg传感器的输出来确定施加到至少一个支架子组件的扭矩。从而，imu和emg传感器的组合可以使矫形装置比仅依靠emg传感器的装置能够向用户提供更精确的辅助。

动力矫形装置的示例性实施例

图1和图3示出了动力矫形装置100的等距视图，该动力矫形装置100包括支架系统，所述支架系统具有以可移除的方式联接到受试者的肢体上的两个支架子组件110，150；图2和图4从相应视图示出了从肢体上分离的装置100。两个支架子组件110，150可以是被配置为以可移除方式联接到用户的肢体部分的可穿戴部件。

在该实施例中，装置100的第二支架子组件110被配置为结合到用户的手和前臂。为了将第二支架子组件110可移除地联接到用户，用户将手腕插入到套箍111中，并且将他或她的手背定位在支撑致动器组件130的模制件112下方。用户还将一个或多个手指插入第二支架子组件110的第一区段114的夹板113中，并将拇指插入第二区段116的夹板115中。在一些实施例中，可以将条带124联接到第二支架子组件110，并且为了进一步将第二支架子组件110固定到用户的肢体，用户可以将条带124缠绕他或她的前臂，并且将条带124的端部扣紧在一起。在两个emg传感器120，121被固定到条带124的实施例中，通过将第二支架子组件110联接到用户，从而将emg传感器120，121结合到用户的前臂中的至少一个肌肉群。

致动器组件130包括处理器以及结合到第一区段114和第二区段116的电机和驱动组件。致动器组件130接收来自emg传感器120、121的输出，并且至少在这些信号的基础上，致动器组件130确定施加到第二支架子组件110的第一区段114和第二区段116的扭矩，以使得所述区段114、116相对于彼此移动。所述处理器向电机和驱动组件输出信号，以相应地移动所述区段114、116。

例如，致动器组件130的一侧可以连接到与第一区段114的夹板113相连的梁117，另一侧可以连接到与第二区段116的夹板115相连的铰链118。通过驱动梁117、铰链118或这两者，通过伸展，致动器组件130驱动第一区段114和/或第二区段116相对于彼此移动。由于夹板113、115接合用户的手指和拇指，所以致动器组件130补充用户对于这些手指的控制，以通过例如径向和尺骨偏差实现精细运动。

装置100的第一支架子组件150被配置为结合至用户的前臂和上臂。为了将第一支架子组件150联接到用户的肢体，用户可以将联接到第一支具子组件150的第一区段158的条带157包裹在用户的上臂周围，以将第一区段158固定到用户的肢体。在一些实施例中，用户可以将他的或她的前臂放入第一支架子组件150的第二区段155的弯曲凹部中。在另一实施例中，条带124被联接到第一支架子组件150的第二区段155，并且用户可进一步通过将条带124缠绕在他或她的前臂周围、并将条带124的端部夹紧在一起，从而进一步将第一支架子组件150固定到用户的前臂。在各种实施例中，第二区段155可以包括一个或多个额外的条带，以缠绕用户的前臂。

与第二支架子组件110一样，用于第一支架子组件150的条带157包括一个或多个emg传感器160、161。当用户将条带157缠绕在他或她的上臂周围时，emg传感器160、161联接到用户上臂中的至少一个肌肉群。此外，第一支架子组件150包括壳体166内的动力致动器组件165。致动器组件包括处理器(未示出)，并接收来自一个或多个emg传感器160、161的输出。至少基于这些信号，致动器组件165驱动第一支架子组件150的第一区段158和第二区段155相对于彼此移动。通过控制用户的前臂和上臂之间的屈曲和伸展，致动器组件补充用户对于这些肢体部分的控制，以实现肢体的粗放运动。

第一支架子组件150包括位于壳体166上的用户界面170，用户通过该用户界面170与装置100交互。在该实施例中，用户界面170包括用于开启和关闭装置的电源按钮以及用于选择装置100的操作模式的模式按钮。在各种实施例中，用户界面170可以包括用于用户输入和反馈的其他输入装置，例如单个或多个旋钮、按钮、开关、触摸传感器、触摸屏或其组合。用户界面170可以包括诸如音频和/或视觉装置这样的多个输出装置，例如扬声器、灯、led、触觉传感器或发射器、诸如lcd屏这样的视觉显示器。另外，第一支架子组件150可以包括位于覆盖致动器组件165的同一壳体166内的数据存储和管理系统(未示出)。

在各种实施例中，第一支架子组件150上的壳体166可以包括与第一支架子组件150和第二支架子组件110的致动器组件130、165交互的控制器系统167。在一些实施例中，每个支架子组件150、110包括处理器，所述处理器接收来自其相应emg传感器160、161或120、121的输出，根据控制算法对所述输出进行处理，并相应地驱动其各个致动器组件165或130。然而，在另一实施例中，emg传感器120、121、160和161都可以将其输出发送到控制器系统167。基于这些输出，控制器系统167中的处理系统可以确定施加到各个支架子组件150、110的第一区段和第二区段的扭矩。此外，在一些实施例中，处理系统可以基于来自第一支架子组件150中的emg传感器160、161以及emg传感器120、121和/或其自身的第二支架子组件110中的一个或多个惯性测量单元180(如下文在图5-7中详述)的信号，从而确定施加到第二支架子组件110的扭矩。相类似地，所述处理系统可以基于来自第一支架子组件150和第二支架子组件110中的emg传感器160和161以及emg传感器120、121和/或惯性测量单元180的信号，从而确定施加到第一支架子组件150的扭矩。

现在转到图5-9，所述附图中示出了动力矫形装置100的等距视图，该动力矫形装置100包括图1-4所述特征，并且还包括至少一个惯性测量单元(imu)180。在图5所示的实施例中，imu180联接到第二支架子组件110的模制件12，因此被配置为结合到用户的手。imu180可将其输出发送到第二支架子组件110的致动器组件130。在如图6和图7所示的实施例中，imu180联接到被配置为缠绕用户前臂的条带124，并且imu180可以将其输出发送到第二支架子组件110的致动器组件130。在这些实施例中的任何一个中，致动器组件130仅基于imu180的输出来确定用于驱动第一区段114和第二区段116的扭矩，并且在其他另外的实施例中，致动器组件130基于来自条带124的emg传感器120、121和imu180的输出来确定扭矩。

在图8和图9所示实施例中，imu180联接到第一支架子组件150的条带157，并且条带157被配置为缠绕用户的上臂。在该实施例中，imu180的输出仍被用于驱动第二支架子组件110。尤其是，imu180可以将其输出发送到第二支架子组件110的壳体131中的致动器组件130。与图5-7所述实施例一样，致动器组件130可以仅基于imu180的输出或者来自联接到条带124的emg传感器120、121以及imu180的输出组合，从而确定用于驱动第一区段114和第二区段114、116的扭矩。

现在转到图10，该图示出了动力矫形装置100的第二支架子组件110的一部分的等距视图。该图示出了第二支架子组件110的模制件112、致动器组件130和第一区段114。当该实施例驱动第一区段114移动时，该实施例可以用于对其食指和中指中的关节控制减弱但仍对其拇指中的关节保持控制的人群。

此外，该实施例包括可调节的夹板113。夹板113和梁117都可以包括两个或更多个孔，用户可以对齐夹板113和梁117中的不同孔，以将夹板113定位在用户的手指。用户可以通过将螺钉或其他紧固件插入到对齐的孔中，从而固定夹板113，但是也可以使用用于固定所述部件的其它机构。

通过改变夹板113在用户的手指上的位置，第二支架子组件110可以为用户创建不同的运动范围。此外，通过允许分离夹板113，用户113可以根据需要将不同的夹板113施用于第二支架子组件110。例如，用户可以选择尺寸与用户自己的手指相匹配的夹板113。另外，用户可以选择这样的夹板113：该夹板113单独地接合用户的食指，或者接合用户的食指与一个或多个另外的手指。

图11示出了具有第一区段114和第二区段116的第二支架子组件110的等距视图(图12示出了包括图11所示第二支架子组件110的特征的第二支架子组件110以及与用户的手分离的套箍111)。该第二支架子组件110包括参照图10所示的第一区段114的部件。此外，该图示出了配置为接合用户拇指的夹板115以及联接到夹板115的铰链118。铰链118还联接到致动器组件130，其驱动铰链118以通过第二区段116移动用户的拇指。与第一区段114一样，夹板115和铰链118可以包括多个孔，用于在不同位置将前者对齐到后者上，或根据用户的需要更换夹板115。

第二区段116还可以包括联接到致动器组件130和铰链118的梁119。虽然致动器组件130并不驱动梁119，但是梁119联接到致动器组件130和铰链118的位置能够使得梁119调整铰链118的运动，由此调整夹板115的位置。此外，梁119可以可调节地联接到铰链118上的不同位置，并且梁119可以从每个位置以不同的方式调整铰链118和夹板115的移动。从而，第二支架子组件110可以被配置为根据梁119的设置来模拟手的不同的自然运动。在该实施例中，铰链118包括可以与梁119联接的三个槽口。梁119的一端可以具有孔，用户可以将所述孔与一个槽口对齐并插入螺钉，以将梁119固定到铰链118。然而，梁119和铰链118的其他实施例可以使用替代的紧固方式(例如，梁119可以包括用于插入槽口的钩)。

虽然致动器组件130可以驱动铰链118而不驱动梁119，但在各种实施例中，致动器组件130可以单独驱动梁119。可替代地，致动器组件130可以驱动铰链118和梁119。

图13-15示出了第二支架子组件110的致动器组件130的分解图。图13示出了整个致动器组件130，图14示出了位于铰链118的一侧上的组件130的部件，图15示出了位于铰链118的相对侧上的组件130的部件。

图16和图17分别示出了第一支架子组件150的正视图和等距视图。第一支架子组件150包括第一区段158和第二区段155以及驱动区段158、155相对于彼此移动的致动器组件165。第一支架子组件150还包括用于将第一支架子组件150可移除地联接到用户上臂的条带157。在该实施例中，具有emg传感器120、121的条带124联接到第一支架子组件150的第二区段155，所述emg传感器120、121将它们的输出发送到第二支架子组件110。因此，用户可以使用条带124和157将第一支架子组件150固定到用户的前臂和上臂，而第二支架子组件110可以通过套箍111来可移除地联接到用户的前臂和上臂。

图18示出了用于第一支架子组件150和第二支架子组件110的示例性肌电图(emg)传感器1701。该emg传感器包括三按钮阵列1705以及缆线1710，所述缆线接收来自所述阵列1705的输出，并且将信号传递至其他元件。

用于操作动力矫形装置的控制算法的示例性实施例

图19-29示出了用于驱动第一支架子组件150或第二支架子组件110的各种示例性控制算法。图19示出了可用于根据本发明实施例的矫形装置100的示例性控制算法和该算法所基于的变量。控制输出信号是被发送到致动器组件130、165的命令。图19示出了可以对各种控制输出信号关系进行组合以提供命令致动器组件130、165的一个命令信号的方式。如图所示，可以使用简单的算术组合(1')以生成发送到致动器组件130、165的命令信号，在所述简单的算术组合(1')中，来自各种关系的输出信号(其中一些下述图21-27中示出)被加、减、乘、除或其任意组合(线性或非线性(2'))。可以使用条件性关系(3'，4')，其中，用于组合各种输出信号的算法依赖于所满足的某些条件。也可以使用这种条件性关系(4')的布尔组合。而且，也可以使用上述技术的任何组合来组合各种输出信号，以生成一个命令信号。

图20示出了表示控制算法的特征的附图，即，控制输出信号与来自用户肌肉的被测emg信号(emg1)之间的关系。在图20-24中，所示轴具有以下含义：正输出信号与关节的第一方向上的致动器扭矩、速度或运动相关；负输出信号与关节的第二方向上的致动器扭矩、速度或运动相关；emg1是第一方向上的emg信号的经过滤的绝对值。在图20中，y截距(1')是第二方向上的最大输出信号。这是当emg1的值为零时系统将给出的输出信号。输出信号和emg1之间的相关性可以是线性的或非线性的，并且可以在两个单独的区域中考虑：第一方向(4'，5'，6')和第二方向(2')。零交叉点(3')是输出信号改变方向的emg1的值。在任何地区都有可能存在拐点(4')，在该拐点处，所述关系的斜率发生改变，或者所述关系可能从线性变为。可能存在关系的斜率趋于零的饱和极限(6')，这意味着，输出信号达到了无论emg1的值如何都不会超过的最小“下限”或最大“上限”。这可以用作安全机制来防止在肌肉活动异常高峰的情况下的发生的过度扭矩。

图21示出了表示另一种控制算法的特征的附图。在这种情况下，在第二方向(1')以及在第一方向(4')可能存在输出信号饱和。图21还示出了在第一方向(2')和第二方向(3')上的emg1与输出信号之间的非线性关系，其中，拐点与零交叉点重合。

图22示出了表示另一种控制算法的特征的附图。如图所示，输出信号和emg1之间的关系不必是单调的，而是可以有拐点，其中，斜率从递减变化到递增(1')，反之亦然(2')。例如，在输出信号饱和之前或在emg1达到零之前，可以达到每个方向的最大绝对输出信号值。

图23示出了表示另一种控制算法的特征的附图。如图所示，输出信号和emg1之间的关系可以存在零斜率区域(1')、无限斜率区域(2')或不连续区域(3')。例如，对于较低的emg1值，输出信号可以是恒定的，然后该值可以在某个emg1值处跳到零。而且，输出信号可以不改变方向(并且导致第一方向上的扭矩)，直到emg1值达到又一个更高的值。这可以被认为是“死区”(3')，该死区可以用于使得输出信号对于emg1中关于一些标称值的小扰动的灵敏度最小化。

图24示出了表示另一种控制算法的特征的附图。如图所示，输出信号和emg1之间的关系可能存在滞后现象。如果emg1增加，则所述关系可以遵循一定的路径，如果emg1减小，则可以遵循不同的路径。例如，如果emg1增加，则输出信号可以遵循曲线(1')，如果emg1减小，则输出信号可以遵循曲线(2')。可替换地，当emg1改变方向时，输出信号可以遵循直接偏离“emg1增加”或“emg1减少”曲线的滞后路径(3')(而不是形成从一条曲线到另一条曲线的不连续跳转，如(2')中所示)。

图25示出了描表示另一种控制算法的特征的附图，其示出了控制输出信号与诸如关节位置、关节速度、电流和各种测得的力或扭矩这样的其他测量参数之间的潜在关系。如图所示，所述关系可以是线性(1')或非线性(2'，3')，增加或减少(3')或两者。所述关系可以是连续的或不连续的(1')，并且可以有正分量和负分量。所述关系也可以是渐近的，并且可以有饱和极限(2')。

图26示出了表示另一种控制算法的特征的附图，其示出了控制输出信号与诸如温度或时间这样的其他测量或未测参数之间的潜在关系。如图所示，所述关系可以是线性或非线性(1'，2'，3')，增加或减少(3')或两者。所述关系可以是连续的或不连续的(1')，并且可以有正分量和负分量。所述关系也可以是渐近的，并且可以有饱和极限(2')。它们可以具有零斜率区域和无限斜率区域(1')。

图27-29示出了表示控制算法的特征的附图。图29中示出了输出到致动器组件130、165的命令的等式。如图所示，线(1')的斜率以及常数(a、b、c、d、e、f、g)的值能够通过用户界面进行调节。

可以基于imu180的输出来调整本文所述的任何控制算法。例如，当imu180检测到用户已经放下了他或她的前臂时，装置100可以根据默认的控制算法进行操作。但是，一旦用户举起了他的或她的前臂，装置100可以改变控制算法中的一个或多个斜率。由于用户可能希望将他或她的前臂保持在直立位置，但是由于其受损的肌肉控制而难以这样做，所以在装置100将要降低用户的前臂之前，装置100可以需要来自emg传感器120、121的更强的信号。当imu180输出表明用户抬起了他或她的上臂时，装置100可以类似地增加控制算法中的斜率。

电动矫形装置的其他特征或与电动矫形装置一起使用的特征

在图1-15所示的实施例中，第二支架子组件110的第一区段114和第二区段116被配置为与用户的手指和拇指可移除地分离。尽管这些实施例驱动第二支架子组件110来移动用户的手指和拇指，以影响径向和尺骨偏差，但是在其他实施例中，第一区段114和第二区段116可以被配置为与其他肢体部分、或者相同的肢体部分可移除地分离，使得第二支架子组件110对不同的关节进行操作，并且实现不同类型的运动。

例如，第一区段114可以被配置为联接到用户的手上，第二区段116可以被配置为联接到用户的前臂。以这种方式，第二支架子组件110可以对用户手腕上的关节进行操作。基于emg传感器120、121和/或imu180，致动器组件可以驱动第一区段114和第二区段116移动，以实现用户手腕的屈曲和伸展。

在另一示例中，第一区段114和第二区段116可以被配置为联接到相同的肢体部分，第一区段114可以被配置为相对于第二区段116旋转。例如，图1所示的套箍111可以可移除地联接到用户的手腕。套箍111的外部第二区段116可以以固定方式联接到第一支架子组件150的第二区段155，内部第一区段114可以相对于外部第二区段116旋转。以这种方式，第二支架子组件110可以对用户手腕中的不同关节进行操作。在该实施例中，基于emg传感器120、121和/或imu180，致动器组件可以驱动第一区段114相对于第二区段116旋转，以实现围绕用户手腕的旋前和旋后。

在各种实施例中，矫形装置100可以包括多个支架子组件，并且每个支架子组件可以对用户的肢体上的不同关节进行操作。例如，单个装置可以包括：实现用户的上臂和前臂之间的屈曲和伸展的一个支架子组件；实现用户的前臂和手之间的屈曲和伸展的另一个支架子组件；实现围绕用户手腕的旋前和旋后的另一个支架子组件；以及实现用于用户手指的径向和尺骨偏差的最终支架子组件。在这些装置中，支架子组件可以共享区段。例如，单个区段可以可移除地联接到用户的前臂，但是该区段可以属于实现用户的上臂和前臂之间的屈曲和伸展的支架子组件，以及实现用户的前臂和手之间相同类型的运动的支架子组件。

附图所示实施例示出了使用线缆将控制器系统167耦接到第一支架子组件150和/或第二支架子组件110的线缆系统。然而，控制器系统167和第一支架子组件150和/或第二支架子组件110可以被配置为经由无线系统进行通信。

虽然本文所述的实施例包括联接到条带124或157的emg传感器和/或imu，但是在一些实施例中，矫形装置100可以根本不包括任何传感器。相反，emg传感器、imu或任何其他类型的传感器可以被植入到用户中，矫形装置100可以包括接收来自植入的传感器的信号的至少一个接收器。例如，用户可以将emg传感器植入他或她的手指中，来自该植入的传感器的信号可以被传输到第二支架子组件110上的接收器。在另一个示例中，用户可以将emg传感器植入到他或她的前臂，来自该传感器的信号可以被传输到位于第一支架子组件150和/或第二支架子组件110任一上的接收器。在一些实施例中，矫形装置100可以包括两个传感器，这些传感器被配置为联接到接收来自用户的被植入传感器的信号的接收器和肢体部分的表面。例如，矫形装置100可以包括被配置为联接到用户的前臂的emg传感器以及接收来自被植入到用户的手指中的emg传感器的信号的接收器。

矫形装置100可以包括其他类型的传感器，来自传感器的输出可以被用来调节本文所述的控制算法。示例性的附加传感器可以包括运动传感器、获取与环境意识相关的信息的rfid读取器、脑电图传感器、皮层脑电(例如颅内脑电图)传感器、神经传感器(例如，可植入的套箍电极)、周围神经传感器、温度传感器、湿度传感器、接近度传感器、接触传感器以及力或扭矩传感器。

另外，矫形装置100的控制器系统167可以被配置为耦接到互联网，使得装置100可以与远程定位的计算装置进行通信。例如，远程定位的装置可以包括数据管理系统，该数据管理系统存储从矫形装置100接收到的数据以及其他数据源。以这种方式，矫形装置100可以被配置为向其他计算装置传输关于用户表现的数据。

此外，为了确定施加到第一支架子组件150或第二支架子组件110的力，矫形装置100可以从收集用户相关数据的其他计算装置接收数据。例如，矫形装置100可以从在用户的移动计算装置(例如，智能电话、智能手表)上运行的应用程序接收数据。在进一步的示例中，矫形装置100可以从诸如活动追踪器这样的个人装置、具有全球定位系统(gps)的装置或者获得关于用户的身体状态或位置的信息的任何其他装置接收数据。矫形装置100还可以从远程数据管理系统接收数据。数据管理系统可以传输关于用户自己的医疗记录的信息和从其他患者记录收集的信息，并且控制器系统167可以结合其他数据来分析该数据，以确定施加到第一支架子组件150和/或第二支架子组件110的力。

在一些实施例中，矫形装置100包括电池。装置100可以被配置用于对电池进行有线或无线充电。例如，装置100可以包括壳体中的接口，其被配置为接收可以插入到插座中的线缆。装置100可以包括接收来自感应式充电器的电磁场的感应线圈，并将能量转换回电流，以对电池充电。然而，可以使用通过有线或无线方式为电池充电的任何其他方法。而且，装置100可以包括多于一个的电池。在各种实施例中，所有电池可以无线充电或通过电线充电。在一些实施例中，电池中的一部分可以被无线充电，而剩余的电池可以通过电线充电。

在各种实施例中，装置100的任何致动器组件可以是线性致动器组件或旋转致动器组件。

在一些实施例中，动力矫形装置100包括耦接到致动器组件之一中的驱动组件之一的运动极限。所述运动极限可被配置为限制第一支架子组件或第二支架子组件的第一区段和第二区段围绕关节之一的运动范围。运动基线可以由机械止动件、由来自传感器的输入所控制的软件或两者来提供。

2013年11月19日授权的名称为“动力矫形装置及其使用方法”的8,585,620号美国专利披露了可用于本文所述的矫形装置100的附加特征。一些特征可以直接并入装置100中，其他特征可以适用于装置100中。该申请的内容通过引用整体并入本文。

上述本发明的实施例旨在仅仅示例性；对于本领域技术人员来说，许多变化和修改将是显而易见的。所有这样的变化和修改都旨在落入任何所附权利要求中限定的本发明的范围内。