由于出生率下降，婴儿潮出生人口老龄化以及预期寿命延长，老年人在社会中的比例迅速增加。在2010年和2060年之间，65岁以上的人数将从17.4增加
如今，旨在增强佩戴者下肢肌肉力量的可穿戴设备预计将成为解决人口老龄化问题的实用解决方案。一项旨在提高士兵承载能力的研究 [2]以及相关技术已被扩展用于康复和/或个人身体步态辅助。
最近关于截瘫患者刚性型外骨骼的显着研究如下。Ekso Bionics为患有各种程度瘫痪和轻偏瘫的患者开发了医疗步态训练外骨骼Ekso [3]。Cyberdyne公司开发了一种称为基于肌电图辅助残疾人步态的混合辅助肢体（HAL）外骨骼 [4]。范德比尔特大学的一个研究小组开发了一种称为Indego的外骨骼，以帮助截瘫患者和中风患者行走 [5]。此外，Argo Medical，Inc.开发了Rewalk，为截瘫患者提供动力髋关节/膝关节活动 [6]。Keeogo开发了一种步行辅助装置，用于安装在患有多发性硬化症，髋关节/膝关节骨性关节炎和帕金森病的患者下体 [7]。代尔夫特大学开发了一种名为MINDWALKER的外骨骼，使截瘫患者能够站立和行走 [8]。这些系统具有与人类下肢类似的部分活跃的髋关节/膝关节/踝关节以及重量支撑框架。此外，其中大多数旨在康复医疗病人和残疾人。
尽管做了这些努力，但大多数适用的例子仍限于老年人和残疾人的医院使用。虽然由Argo Medical开发的Rewalk和由Parker Hannifin开发的Indego由美国食品和药物管理局批准在美国个人使用，但这种设备普及的一个主要障碍是与穿着外骨骼相关的耻辱。一个穿着外骨骼的普通用户可能看起来对其他人来说是体弱或者残疾的。人们通常希望在公共场合隐藏自己的身体弱点 [9]，[10]。不幸的是，如图1（a）所示， ，传统的刚性外骨骼使用厚且刚性的框架来有效地支撑佩戴者的一部分重量。为避免暴露框架，设备应设计成紧贴佩戴者的下半身。但是，如果其刚性框架和机械部件紧紧地安装在人体上，则该装置会在使用者的运动过程中引起不适。这是一个具有挑战性的问题，需要在个人使用的可穿戴式步行辅助装置的机械设计中加以解决。
为了解决上述问题，近来有关开发主动软式矫形器的工作。哈佛大学的一个研究小组开发出一种柔软的外套，以协助佩戴者在军事和医疗领域的自然步态表现 [11] - [13]。与具有刚性支撑框架的传统刚性外骨骼不同，此外衣使用柔软材料（如纺织品和弹性体），因此可以像服装一样穿着。但是，直到现在，这种软可穿戴设备已经呈现出其自身的固有限制，例如缺乏重量支持功能。如图1（b）所示， 该装置直接通过导线拉动人体的末端而不需要加载支撑框架来辅助关节扭矩。考虑到患有关节炎疼痛的老年人的体重支持功能的重要性，该装置在协助老年人步态方面的有效性尚未得到证实。
为了解决传统刚性和软性可穿戴设备的这些局限性，我们提出了一种新颖的可穿戴式步行辅助装置 - 三星用于下肢的行走辅助装置（简写为“S-Assist L型”）供个人使用。其生物力学设计采用了上述两种方法中的最佳方法，将灵活的负载支撑结构与增强的耐磨性和舒适性结合在一起，并具有多关节运动学功能，可实现顺应性和自动对准解剖关节。
我们在本文中开发了一款新颖，紧密贴合，更舒适的个人使用步行辅助装置的第一个原型。它旨在支持中度受损的老年人群散步或站立。我们的目标是为老年人和体弱者提供积极的日常生活，他们需要较低的身体支持而没有不良的社会后果。S-Assist最多可以传输20 N
小号助手每条腿有7个自由度（DOF）。每个腿的两个自由度（髋关节屈曲/伸展和膝关节屈曲/关节伸展）由电动执行器驱动。被动地设计了髋部的两个自由度（外展/内收，整体/外展旋转）和三个自由度（跖屈/背屈，倒置/外翻和旋转）。我们的目标是开发在运动学上类似于佩戴者下半身的拟人化髋关节/膝关节/踝关节。
本文的其余部分安排如下。我们首先在第二部分介绍我们的S-辅助系统的概述 。在第三节中，描述了所提出的S-辅助系统的详细生物力学设计。在第四部分中 ，开发的器件在模拟和实验中得到验证。。本文结尾 第五节，其中包括发达的S-辅助系统的总结和讨论。
图2显示了所提出的S-辅助的整个系统。该系统由以下核心元素组成。
无扣支撑架：。支撑架柔性连接在佩戴者的大腿小腿状语从句：上随着穿着者下半身的自然弯曲支撑状语从句：垂直负载，该框架可以自由弯曲，而不会在弯曲过程中弯曲。
拟人髋关节/膝关节/踝关节： S-Assist每腿有7个自由度：髋部有三个自由度（屈曲/伸展，外展/内收和内/外旋转），膝关节一个自由度屈曲/伸展），和三个自由度在脚踝处（跖屈/背屈，倒置/外翻和旋转）。这些拟人关节可以有效地减少佩戴者和设备之间的运动不相似性; 从而最小化两者之间的无意的相对运动。
肌腱驱动的远程驱动： S-辅助的四个活动关节（每个腿的一个髋屈曲/伸展和一个膝关节屈伸/伸展关节）肌腱通过驱动的执行器远程控制执行器位于背包组件中。通过将电动马达和减速器与远端关节和框架分开，S-协助可以设计成纤细而紧凑，而不会增加远端关节的相当大的惯性。
均匀的压力紧固件：由于无扣支撑架位于正面平面的佩戴者下体外侧，因此需要一个舒适的传力佩戴者 - 设备接口。通过控制缆索张力和枢轴与负载点之间的力矩臂的长度，被称为均匀压力紧固件的穿戴者 - 设备接口可以分散相互作用力并减小操作间隙。
表III列出了S-辅助的运动范围（ROM）。这些应该比步行时用户的人类ROM大 [16] ，但小于安全操作的最大ROM [17] 。S-协助满足这些要求，使得佩戴者在正常运动（包括步行）期间不会感到阻力，同时防止他/她的过度伸展伤。
以下各节讨论S-协助主要组件的关键特征。如前一节所述，按顺序引入四个核心要素。
传统的外骨骼由刚性连接件构成，以支撑其自身重量和额外的负载，例如佩戴者的一部分重量。但是，它们的形状很难适合各种佩戴者的身体曲率; 因此，它们不能紧贴佩戴者的下半身。尽管柔软的外套设计用于改善外骨骼的耐磨性并增强肌肉工作，但直到现在，该装置在帮助老年人步态方面的有效性尚未得到证实，他们患有关节炎疼痛。
在本文中，我们提出了一种新颖的承载框架，即无扣支撑框架，具有灵活性的特点。由于支撑框架结构灵活，可有效支撑/传递重量至地面，因此支架可紧密配合各种佩戴者。
图3表示了所提出的无扣支撑结构的基本概念。通过使用一系列普通的旋转关节，常规结构也可以被设计成紧密贴合穿着者的下身。然而，这样的结构容易弯曲，因为合成的运动轨迹遵循不稳定的凸曲线，如图3的（a）所示。如果我们可以通过修改刚性连杆之间的姿态关系将合成运动轨迹改变为稳定的凹形曲线，如图3（b）中所示，该系统的行为将维持其固有的弹性，同时支持垂直重量。
图3（c）中说明无扣框架及其运动的详细设计。单自由度无扣结构由带有插槽和连接引脚的两条链路组成。该
凹曲线的轨迹由槽的形状和长度决定。如图 4（a）中所示，我们假设
通过串联连接多个提出的单枢转无扣机构，我们可以充分近似佩戴者下半身的自然曲率。图4（b）中表示使用Ñ轴无搭扣结构的支撑框架的实施。假设的结束点
因此，每个环节相对于长度的增加
上述S-辅助的大腿和小腿框架采用了无扣支撑架的上述灵活性和可承载的特性。如图3（d）所示，支架由两个弯槽，两个连接销及其外壳组成。弯曲槽和连接销由铬钼钢（SCM-445）制成。尽管每个连接销的直径只有3毫米，如IV-A部分所示 ，但即使考虑到安全系数，它仍可以承受每根腿超过500 N的垂直力。由于连接销不会高速滑动以适应佩戴者下半身的曲率，因此摩擦导致的性能恶化似乎可以忽略不计。
行走辅助装置的外部支撑框架和关节越贴合穿用者，当他们在两者之间发生相对运动时，他/她感觉的不适越多。拟人多自由度髋关节/膝关节/踝关节可有效减少运动过程中佩戴者与装置之间的运动学差异。
人体臀部有三个自由度的球窝关节。S-Assist有三个自由度（屈曲/伸展 - 活动，ab /内收和内部/外部 - 被动）髋关节，另外还有两个调整旋转轴的规则，如图 5（a）。所有髋关节自由度的主要功能是将我们设备的旋转轴与用户的旋转轴对齐和/或调整。用于长度调节的垂直滑动机构用于髋屈曲/伸展轴的垂直调节。垂直滑动机构的另一功能是缩短/延长设备连接长度，因为设备和用户之间的髋关节外展/内收轴之间的偏移。在外展期间，需要缩短设备的连接（滑动机构的上方），以便对齐轴线并减少不适。以类似的方式，在内收时，装置的连接需要加长（滑动机构的下方）。
内侧/外侧关节的被动关节是双自由度机构。根据用户的大小，它们在横向平面上的腰部曲率都是不同的。为了完全适合用户，我们使用柔性金属片作为腰带。另外，内侧/外侧（内/外）关节可以使用两个自由度，以准确地适应腰带与额部平面的大腿之间的厚度差异，而不管穿着的用户如何。宽度调节机构位于后部以适应不同的穿用者尺寸。
为了分离髋关节和膝关节的导线驱动，我们使用了髋关节侧面的滚动关节，如图5的（b）所示。该解决方案已经在其他应用[18]中得到了展示 ，并且最适合于肌腱驱动的多点运动解耦。对应于膝关节的一对肌腱穿过髋关节的近侧滚动关节。这使得膝关节驱动肌腱的总长度与变化的髋关节角度一致，从而允许膝关节的单独运动而不受髋运动的干扰。
在人体膝盖中，股骨在胫骨上滑动并在膝盖弯曲时同时旋转。结果，旋转中心相对于膝盖的弯曲角度移动。因此，人体和机器人膝关节的旋转中心与膝盖弯曲不一致 [19]。关节轴线的错位可能会对佩戴者的关节造成不必要的反作用力。
为了弥补这种联合错位，Stienen et al。提出了自对准关节，以解除联合翻译中的关节旋转 [24]。尽管该机构是为上肢外骨骼设计的，以补偿肘部错位，但辅助无源自由度首先在基本机器人结构中实现。Celebi 等人。开发了利用欠驱动Schmidt耦合机制的自对准膝关节 [25]。在我们以前的工作中，为了补偿这种旋转中心运动，我们提出了一种自对准膝关节，在一个自由度旋转关节上增加一个冗余的双自由度运动 [20]。与Stienen的研究相比，所提出的关节机构可以通过增加基于连杆的体重支撑结构来在站立阶段期间附加地支持用户的体重。在 [20]中，我们介绍了自动调心膝关节的详细机械设计。在本节中，我们将简要介绍其机械组件以及它如何工作以更好地理解整个设备。
如图5（c）所示，自对准接头由四个滑轮（一个驱动滑轮和三个对齐滑轮）和两个附加连杆（对齐连杆）组成。驱动滑轮与大腿上部支撑框架结合。它由位于穿戴者背部小部位的肌腱驱动致动器远程驱动。驱动滑轮和对齐滑轮1同轴地固定在一起，使得它们以相同的角度旋转并且传递相同量的扭矩。通过两个对准连杆，对准滑轮2和3与对准滑轮1以连续的顺序可旋转地连接。
对齐滑轮3与下部柄部支撑框架结合。图5（c）中黑色的对准缆线的两端 通过对准滑轮2固定在对准滑轮1和3上。因此，驱动扭矩可以远离膝关节传递，同时允许其旋转中心具有运动。
由于它在相应的关节位置没有执行器（电动机/减速器），因此建议的膝关节可以设计得很薄且紧凑。基于冠状面，佩戴者皮肤的隆起高度小于34.5mm。
在站立阶段，当脚与地面接触时，脚踝处的运动学差异可能引起设备的所有近端框架和关节的意外运动偏差。为了使该装置紧密地配合佩戴者的下半身，佩戴者和该装置之间的相对运动应该被最小化。
已经提出了几种外骨骼踝关节，但其中许多不能充分地反映踝关节生物力学。HAL [4]和LOPES [21]仅采用 一个旋转关节进行踝关节活动。BLEEX [2]提出了一种三自由度踝关节，但除了屈曲关节外，旋转轴在佩戴者的踝关节旋转轴上不相交。HULC使用一个球窝接头，但仍存与BLEEX相同的接头不匹配问题。
基于人体脚踝的人体测量学研究 [22]，我们在S-Assist中提出了一种新型的三自由度被动踝关节。与传统的踝关节机制相反，只有跖屈/背屈轴同轴穿过人踝关节 [2] - [6]，S助手的跖屈/背屈和倒置/外翻轴也是如此。如图 6（a）所示，为了实现踝关节跖屈/背屈关节，简单的单自由度旋转关节位于人脚踝的旁边并与其同轴。然而，对于倒置/外翻关节，这种简单的解决方案不能在人体足部解剖结构周围实际实施。
S-辅助踝关节的详细设计：（1）跖屈/背屈和倒置/外翻轴穿过穿用者的踝关节; （b）中用于反转/外翻运动的不对称双平行四边形（ADP）机制; （c）中RCM动作的四杆机制; 和（d）重建的四杆机构（ADP），其作用与（c）中完全相同。
为了解决这个问题，我们提出了一种用于脚踝同轴反转/外翻关节的小型远程中心运动（RCM）机制，我们称之为不对称双平行四边形（ADP）。如图6所示 ，ADP与屈膝关节和脚之间的穿着者脚踝的侧部相对。考虑到人类的倒置/外翻运动轴的方向，ADP被附着以使其可以倾斜。其旋转轴设计为41
在传统的一般双平行四边形RCM机构中，内部RCM点的深度限制了它的平行四边形特性。为了确保内部RCM深度穿过人体距下关节，需要相同的关节外部高度从身体表面隆起。基于常规方法，RCM机构的总凸起高度可能大于40至50mm，这对于可接受设计的可穿戴设备来说是不可行的。
所提出的ADP机制将RCM特征不仅扩展到平行四边形结构，而且还扩展到一般的四方形结构。利用这种四边形的特性，我们可以消除一般双平行四边形的对称约束。如图6（b）所示，基于ADP机制，我们设计了用于倒转/外翻接头的同轴内部RCM轴，同时最小化其凸出高度。
提议的ADP的操作可以通过使用几何相似性来解释。如图 6（c）所示，假设RCM中心实现为四杆机构。因为
为了实施用于踝关节的翻转/外翻运动的RCM，
四个活动关节（每个腿一个髋关节屈伸/一个膝关节屈伸/关节）由肌腱驱动的执行器远程控制。这使得建议的S-辅助紧密配合，以便可以穿在衣服下。与传统的外骨架一样，不是将每个致动器安装在佩戴者下肢关节旁，而是将致动器包装在背包内。与直接驱动的驱动相比，包括每个关节处的电机/减速器，S-辅助的下肢在设计中可以设计得更纤薄，更紧凑。
腱驱动的驱动提供了几个优点，包括低质量/惯性，以及通过任意灵活和复杂的路径进行传动。S-辅助的接头由高效且可反向驱动的滚珠丝杠线性致动器驱动[见图7（a） ]，这给佩戴者下肢自然惯性而不增加相当大的阻抗。通过使用直径2.4mm的钢缆（Carl Stahl SAVA Industries，Inc。的2096年），髋关节的刚度可以增至233N
S-Assist远程执行器和均匀压力紧固件的详细设计：（a）装有Maxon EC-4极90W无刷马达和THK MDK-0802滚珠丝杠的执行器组件单元; （b）中位于穿用者背部的整个致动器组件; 和（c）中均匀压力紧固件的概念设计以分配相互作用力。
一个Maxon EC-4极90-W无刷电机（36 V）和一个由定时滑轮和直线滚珠丝杠组成的190：1减速器连接在执行器组件上。滚珠丝杠将旋转运动转换为线性运动。该执行器设计用于85 mm的直线行程和750 N的最大拉力，以满足其ROM和最大扭矩。这些值基于相关的力矩臂，表II中列出的所需关节范围，扭矩和速度。整个执行器组件的体积约为230毫米
使用肌腱驱动的远程驱动时遇到的主要问题是摩擦损失。当由于穿用者的臀部/大腿弯曲和致动器定位而形成的弯曲路径由传统的电缆护套组成时，供应的扭矩将显着减小。为了尽量减少由弯曲电缆通道引起的摩擦传递扭矩的下降，我们尽可能使电缆通道尽可能笔直，并扩大使用包括轴承在内的布线滑轮。如图7的（b）所示，，通过考虑佩戴者下半身的自然曲率，我们使用布线滑轮来最小化绞盘的接触角。在穿用者的骨盆两侧和髋关节的滚动关节处应用导向滑轮。与仅使用电缆护套的情况相比，通过绞盘的总弯曲角度减小到小于十分之一。当我们假设滑轮轴承的摩擦系数可以忽略不计时，摩擦损失可以减少81.6以上
为了将辅助力施加到佩戴者身上，许多常规步行辅助装置已经使用织物带或皮肤粘合剂。这些优点是佩戴者 - 设备接口可以简单且重量轻地实现; 但是，由于在施加较大的力时向穿着者的皮肤传递不均匀的压力，它们有时会造成穿着者不适。在这种情况下，即使穿着者的大腿/小腿被系紧得足够紧，也会出现穿着者身体和支撑架之间的较大间隙。
为了给穿着者的身体施加足够的力量，使间隙较小且不太舒适，我们提出了一种均匀压力的紧固件。如图7（c）所示，均匀压力紧固件包括连接组件，在该连接组件中，多个连接件被连接以包裹佩戴者的身体。安装在链接组件中的电缆配置为调整相邻链接之间的角度。
通过控制电缆张力以及旋转枢轴和电缆路径之间的力矩臂长度，我们可以均匀地分散相互作用力。如图7（c）所示，相互作用力
在里面
当由此产生的相互作用力
考虑到50岁的人的大腿直径，提供20N
在本节中，通过几次模拟和实验来评估单个元件和系统的性能。
我们评估了无扣框架结构的承载功能。如图 8（a）所示，无搭扣结构由三个链接组成（
为了观察无扣框架的承载能力，5kg的重量一直施加在远端连杆的顶部。然后在同一位置施加额外的水平方向的力以引起结构的弯曲。使用视觉追踪系统（Hawk Cameras by Motion Analysis Corp 。）测量远侧连杆的运动轨迹。如图8（b）中所示，我们可以观察到无扣结构在支撑其垂直重量的同时可以保持其弯曲姿态。由此产生的无扣框架最后一个连杆的运动轨迹沿着水平轨迹运动
我们还用Nastran的有限元分析软件对无扣支撑架进行了应力分析。连杆和连接销的材料分别为铝7075-T6和铬钼钢（SCM-445）。两个连接销的直径设计为3毫米。图8的（c）表示应力分析的模拟结果。对无上扣环施加500N的垂直力。我们可以观察到最大应力365.7兆帕施加到连接引脚。考虑到SCM445的拉伸屈服强度达到950MPa ，所提出的无扣支撑框架可以不管其弯曲而充分减小穿戴者的关节负载。
在站立阶段期间，脚踝处的运动差异可能引起设备的所有近侧框架和关节的意外运动偏差。我们通过MATLAB仿真比较了ADP踝关节机构的足中线移动轨迹与传统多自由度外骨骼移动轨迹。
图9（A）展示了我们模拟中使用的运动学模型。黑线示意性地表示佩戴者右小腿脚的中线。基于[22]中描述的平均人体测量参数 ，S-辅助的反转/外翻旋转轴表示为3维蓝色线，设计为41
关于所提出的ADP脚踝运动和均匀压力紧固件的仿真/实验结果：（1）反转/外翻转动的运动学模型; （b）中在透视图中相对于脚踝翻转/翻转旋转角度移动脚的中线的轨迹; （c）中用于测量在脚踝反转/外翻期间佩戴者与装置之间的运动偏差的实验装置; （d）其运动跟踪结果; 和（e）中所提出的均匀压力紧固件的力分布的模拟结果。
图9（b）中给出了运动学模拟结果。红色表面显示了S-辅助的脚中线移动轨迹。使用传统的多自由度踝关节，绿色表面显示了脚中线的移动轨迹。从结果中可以看出，只有当反转/外翻角度变为零时，轨迹才相互匹配。但是，随着角度的变化，两者之间的偏差增大。20点
我们还进行了实验，以便紧密拟合所提出的S-辅助原型的特征，而不管脚踝运动如何。如图9（c）中所示，将视觉标记附着到佩戴者的小腿（红色圆圈），脚（绿色圆圈）和装置的小腿框架（蓝色圆圈）。在穿用者的踝关节翻转/外翻运动期间，使用运动跟踪系统（Hawk Cameras by Motion Analysis Corp.）测量穿用者的胫骨与装置之间的相对运动偏差。 图9（d）显示了运动跟踪结果。该装置的点云分散与穿戴者小腿的点云没有显着差异。偏差保持在内
力分配模拟也使用ADAMS进行。根据 （12），每个时刻的手臂
如图9（e）中所示，我们可以观察到，每个环节的相互作用力与上述一组受试者的平均大腿直径几乎相同。尽管使用第一分位数的平均大腿直径进行的模拟中的链路之间存在力偏差，但是由于链路数量不足而导致。根据设备的尺寸变化，应适当修改链路数量和佩戴者设备接口面积。
图10（a）中显示了穿在衣服下的S-辅助样机。通过将框架和关节的凸起高度最小化到小于35毫米的水平，我们的设备可以穿在佩戴者宽松的裤子下谨慎穿着。仍然需要做大量的工作才能确保用户的接受度。不过，考虑到这是我们第一个旨在减轻老年人身体疾病耻辱的原型，我们已经确认了可能性。
我们还进行了测量肌腱传输后产生的扭矩的实验。膝关节的电缆通路比髋关节的电缆通路更复杂。虽然我们尽可能使缆线路径平直，但其路径基本上比髋关节的路径长，因此摩擦损失可能更高。
出于这个原因，我们保守地测量了膝关节的扭矩。如图 10（b）所示，大腿骨架被固定在实验夹具上。然后，相应的腱驱动膝关节执行器驱动执行转矩。我们将AIKOH 9500系列的推拉力计放在柄架上，膝关节的力臂长度为500毫米。如图 10（c）所示，推拉力计表示40.9N。当我们将该值转换为关节力矩时，执行力矩达到20.5N
随着老年人口的迅速增加，老年人的身体支持对提高他们的生活质量至关重要。根据这一社会趋势，本文提出了一种新型的个人使用的可穿戴式步行辅助装置，称为S-Assist。我们期望它能促进老年人和体弱者的日常生活，提供必要的物质支持，减少他们的社会耻辱感。
在几家护理医院进行用户调查后，我们确定最重要但困难的改善是消除佩戴此类设备的人出现的残疾或体弱者的耻辱感。人们不会公开暴露自己的身体疾病的倾向也可以在以前的其他文献中观察到 [9]，[10]。
与刚性传统步行辅助装置 [2] - [6]相比，我们的原型旨在实现适合穿在衣服下的灵活且紧密贴合的机械结构。我们期望无扣支撑框架和肌腱驱动的远程驱动将显着缓解上述社会耻辱。然而，设备的外部支撑框架和关节越贴合穿着者，穿着者在两者之间发生相对运动时感觉到的不适越多。拟人多自由度髋关节/膝关节/踝关节也可以有效地减少运动过程中佩戴者和设备之间的运动学差异。
在传统的刚性型步行辅助装置中，名为步行管理辅助系统的本田臀部辅助装置是追求纤细紧凑设计的最接近的竞争对手之一 [23]。但是，其最大扭矩小于4N
最近，哈佛大学的一个团队引入了一种软式外衣，他们应用了软机器人技术 [11] - [13]。他们用弹性体代替刚性支撑框架，提供了一种不太突出的佩戴者设备配合界面和鲍登线来传输辅助力。基于这些特征，他们也证明了穿着像服装这样的外衣的愿景。然而，直到现在，由于没有支撑框架，柔软的外衣尚未证明重量支持在协助老年人步态方面的功能。
与传统的刚性外骨骼和柔软的外衣相比，所提出的S-辅助的生物力学设计试图融入这两种方法中最好的一种。我们已经证明，这两种方法的适当组合是人机交互应用中的最佳解决方案，例如穿戴式步行辅助装置。这种装置不仅可以与人类佩戴者保持舒适的交互作用，而且还可以通过柔软性和刚性的结合有效地将辅助力/力矩传递给佩戴者。
考虑到S-协助是同类型中的第一个原型，从用户接受的角度来看，几个重要的工作领域仍然存在。为了进一步提高其可用性，应减少其总质量，并增加手术时间。整个S-辅助原型机的质量约为14.5公斤，包括执行器和电池。电池重380克，旨在运行60分钟的日常生活支持，包括步行和坐到站。最终，我们认为该设备重量不应超过8千克，操作时间应超过2-3小时。它也应该更加苗条和更灵活; 然而，也应该考虑负载持续性，以最大化功能和紧密配合。
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