1上，其中大腿补块241及小腿补块243表示将矫形装置261耦合到人220的捆扎带及/或环带。由于膝关节224连接到小腿连杆231及大腿连杆230(其分别连接到脚连杆232及腰部连杆229)，因此在较长距离(大腿长度242及小腿长度244)内施加来自扭矩产生器240的扭矩，其中伸展由在腰部连杆229上的力235、在大腿补块241上的力236、在大腿补块238上的力238及在脚连杆232上的力237产生。
[0039]在本发明的此第一实施例中，在髋部及脚处包含枢轴是关键添加。在实践中，不可使大腿及小腿上的若干长度的原始捆绑带更长，因为人将发现将捆绑带放在上部大腿或下部小腿上是不舒服的；替代地，枢轴允许额外捆绑带位于距膝盖远得多的地方，从而最小化力。此外，腰带在人的质量中心附近起作用，且脚条带在对地面的反作用力附近起作用:结果是，膝盖扭矩几乎直接作用于质量中心与地面之间。当人的髋部及脚踝处的耦合件距膝盖非常远时，在那里受到反作用的力比在使矫形器力在小腿及大腿处受到反作用时小得多，且因此人与装置之间的运动小得多，从而允许给膝盖的运动提供动力的致动器提供更多力。然而，虽然此设计显著地改进装置的功能，但额外结构组件的复杂度及成本在与矫形器自身的致动比较时并非重大的。在一些实施例中，矫形器在矫形器上的各种位置中装配有将信息报告给控制矫形器上的扭矩产生器的动作的矫形器控制系统的传感器，例如惯性传感器或压力传感器，其中这些传感器将关于矫形器状态的信息报告给矫形器控制系统。在一些实施例中，扭矩产生器是电动马达、致动器或此项技术中已知的其它装置。
[0040]在本发明的主要实施例的实例中，考虑康复设定中的残疾患者，所述残疾患者的一条腿具有有限力量。如果此患者将使用本发明的装置，那么矫形器将能够提供额外膝盖扭矩给患者(相对于常规动力矫形器可获得的扭矩)，从而在与行走有关的膝盖运动方面辅助此患者且改进康复益处。
[0041]参考图3a及3b，展示表示本发明的经修改实施例的动力大腿耦合矫形器装置的一种形式的图式。人类髋部是三个自由度关节，从而允许在所有三个旋转轴上的运动。当仅在失状平面中需要用于行走的高动力时，通常必须在其它轴上提供无动力自由度以便允许正常行走。一些装置用复杂机制来粗略估计这些自由度，且其它装置仅仅锁定这些自由度，从而约束人。在此实施例中，人的大腿通过致动器耦合使得设计不需要围绕人的骨盆耦合。人300穿戴着大腿耦合矫形器301，其中左大腿节段或结构303耦合到人300的左腿302的大腿，且其中右大腿节段或结构305耦合到人300的右大腿。左大腿结构303含有电动马达306，而右大腿结构305含有电池及电子器件311。马达306连接到万向接头307，其中万向接头307可旋转地连接到滑动花键308，其中滑动花键308可旋转地连接到万向接头309，其中万向接头309连接到右大腿结构305上的座架310使得在右大腿结构305与左大腿结构303之间建立致动器连杆。使在马达306中产生的扭矩直接在大腿节段305中受到反作用；当大腿节段303及305耦合到人300的大腿时，借助由马达306产生的扭矩相等地且相反地驱动人300的大腿，从而引起人300的腿306的弯曲350或伸展351。换句话说，使用单个致动器来沿相反方向驱动右大腿结构305及左大腿结构303，例如，一个在前方向上且一个在后方向上。当然，在大多数实施例中，马达306还将包括传动装置以产生对于行走适当的高扭矩低速运动。大腿节段303及305仅耦合到人300的大腿，且因此装置无法产生大扭矩(因为经施加以使扭矩对大腿受到反作用的力将为不可接受地高;考虑第一实施例)。还有，在人类髋关节处，仅10到20牛顿米的适度扭矩可产生显著效应且产生需要辅助的人的较佳步态，且可恰好在大腿以及髋部处施加此扭矩。此设计优于现有装置是进一步有利的，因为仅需要一个马达或致动器，从而简化装置的设计。在一些实施例中，电子器件及电池可在与马达相同的侧上，使得所有电元件是并置的，尽管此具有重量不均等地分布的缺点。在一些实施例中，矫形器在矫形器上的各种位置中装配有将信息报告给控制矫形器上的扭矩产生器的动作的矫形器控制系统的额外传感器，例如惯性传感器，例如，加速度计及回转仪，其中这些传感器将关于矫形器状态的信息报告给矫形器控制系统。在一些实施例中，惯性传感器及甚至控制系统可为电子器件311的部分使得装置的复杂度最小化，或可包含于大腿结构303及305两者中以撷取来自两条腿的运动信息。在一些实施例中，扭矩产生器是电动马达、致动器或此项技术中已知的其它装置。
[0042]参考图4，图式表示本发明的总体动力大腿耦合矫形器装置的变体。此变体借助不同封装允许较高扭矩。在此实施例中，从髋部上与人的髋部枢轴一致的位置进行髋部之间的连接。因此，不需要万向接头及花键。参考图4，具有左大腿409及右大腿403的人400穿戴着装置401。所述装置由右连杆404、致动器405及左连杆407组成。右连杆404借助右大腿结构402耦合到右大腿403，且左连杆407借助左大腿结构408耦合到左大腿409。右连杆404及左连杆407通过致动器405耦合，从而围绕髋部枢轴406同心地旋转。髋部枢轴406与人400的髋部的旋转中心大致一致。致动器405使左连杆407相对于右连杆404扭转。致动器405可一般借助未展示的额外捆绑带固持到人400的身躯上，但此捆绑带不相对于任一大腿连杆将扭矩施加到身躯。在操作中，控制器致使致动器405在人400行走时提供扭矩。致动器400所提供的扭矩直接作用于人的腿之间，从而引起人400的腿403的弯曲450或伸展451，从而辅助其行走。应理解，借助相反配置，装置可同样良好地操作，即，致动器406可替代地借助适当地经重新设计互连连杆附接到左髋部。最终，左连杆407的近端与致动器405之间的连接可在除髋部枢轴406的轴以外的轴上并入有无源(无动力)自由度，从而允许大腿的正常运动。此外，左连杆407可在人后面而非前面，但在任一情形中跨越人延伸以使右大腿结构402与左大腿结构408互连。在一些实施例中，可颠倒本发明的手征性，其中致动器在左侧上且右连杆与左连杆颠倒。
[0043]此实施例的装置允许扭矩直接从一条大腿提供到另一大腿。在这些实施例中的任一者中，图5a中展示关于站立阶段的典型扭矩分布曲线。此分布曲线提供在Y轴500上展示的推进扭矩对在X轴501上展示的时间，其中踪迹502表示在站立期间的致动器扭矩，且在摆动期间辅助将腿抛向前。右腿站立的周期展示为504、506及505，而左腿站立的周期展示为503、505及507，其中左腿摆动步伐展示为510，且右腿摆动步伐展示为511。在一些实施例中，腿之间可存在系列弹力元件，使得弹力元件在双重站立期间储存能量且在摆动腿离开地面时释放所述能量。图5b展示此控制器的额外实施例，此控制器不需要脚传感器，且可仅仅使用大腿角速率基于可包含于矫形器中的MEMS回转仪来实施。关于图5b，在Y轴562上绘制致动器扭矩，而在X轴561上绘制时间，其中致动器扭矩踪迹563经绘制使得正致动器扭矩使右髋部伸展且使左髋部弯曲，而负致动器扭矩使右髋部弯曲且使左髋部伸展。Y轴564展示以度/秒为单位的髋部角速率，其中X轴562为时间，其中右腿403的角速率经展示为实线踪迹565，而左腿409的角速率经展示为虚线踪迹566，且步伐间循环间隔由点线567标记。如所展示，假定站立阶段在大腿角速度已为大且正之后在大腿角速度为零时开始。当然，站立阶段可通过分别寻找偏正或偏负而非零的大腿速率而稍微较早或较晚开始。
[0044]在本发明的图3a及3b实施例的实例中，考虑康复设定中的残疾患者，所述残疾患者的两条腿具有有限力量，且具体来说其髋部具有有限力量。如果此患者将使用此实施例的装置，那么矫形器将能够提供额外髋部扭矩给患者，从而在与行走有关的膝盖运动方面辅助此患者且改进康复益处。
[0045]参考图6a，展示表示第三实施例的无源髋部辅助装置的图式。人600穿戴着矫形器601，其中腰带或连杆603耦合到人600的腰部604，其中髋部支撑件606连接到腰带603，其中髋部支撑件606可旋转地连接到髋部连杆607从而稳固髋关节，其中髋部连杆607连接到大腿支撑件或连杆608，其中大腿支撑件608连接到大腿结构609，其中大腿结构609耦合到人600的腿610。髋部支撑件606连接到具体来说呈弹簧弹性元件(例如叶片弹簧612)的形式的致动器。大腿支撑件608连接到弹簧挡块611。髋部连杆607与人600的髋部对准。在小髋部弯曲角度下，即，当大腿支撑件608大约在垂直线后面时，叶片弹簧612啮合弹簧挡块611且产生髋部扭矩;在大角度下，叶片弹簧612脱离挡块611且不产生髋部扭矩。在具有此布置的情况下，弹簧弹性元件在站立后期及摆动早期期间沿髋部弯曲方向有利地产生扭矩。可例如通过重新定位或改变挡块611的斜率而调整实际邻接位置。在一些实施例中，矫形器的髋部具有实现外展及旋转的额外特征，例如以引用方式并入本文中的美国专利7947004的图12中所揭示的那些特