CN104582668A - 行动辅助设备 - Google Patents

Abstract

一种用于至少向使用者的一个下肢施加力的外骨骼，包括：髋部(110)；通过带动力的关节(102)连接至髋部的大腿部分(108)；多个与下肢相关联的传感器；以及控制系统，该控制系统包括：用于接收传感器信号的传感器接口；用于传送控制信号至至少一个带动力的关节的电源接口；通信连接至传感器接口和电源接口的处理器；以及其上储存有可在处理器上执行的计算机程序的计算机可读介质，该计算机程序包括多个代码部分，用于：关于重力向量基于传感器接口的传感器信号估算与外骨骼相关联的使用者的身体形态；基于形态计算至少一个带动力的关节的第一控制转矩，其至少部分地补偿使用者的重力动力；计算至少一个带动力的关节的重力能量梯度；至少基于重力能量梯度衰减第一控制转矩以产生第二控制转矩；至少部分地基于第二控制转矩计算最终控制转矩，以及配置电源接口的控制信号从而导致最终控制转矩作用在至少一个带动力的关节上。

Description

行动辅助设备

相关申请的交叉引用

本申请要求于2012年6月15日提交的，名为“外骨骼控制方法”的美国临时专利申请第61/660,286号的优先权和权益，其全部内容通过引用合并在此。

技术领域

本发明涉及带动力的辅助设备领域，更具体地，涉及带动力的辅助设备及方法。

背景技术

在美国每年大约有800,000人患中风，其中大约660,000(83％)人幸存。在幸存的人群中，研究表明大约60％(将近400,000)在康复急性期具有较低的肢体运动障碍。在这些人群中，研究表明大约一半(即，200,000)在中风后六个月在没有帮助的情况下不能行走。不能独立行走对个体的独立性和社区居住能力有明显的影响，因此对生活质量有明显的影响。类似地，平衡受损及行走能力损害提高了摔倒的发生率，进而导致骨折。

为了改善中风后具有运动障碍的人群的运动结果，已使用减重步行训练(body-weight-supported treadmill training，BWSTT)。在这种介入中，患者体重的一部分通过头上的悬挂点吊在电动活动平板(treadmill)上面，同时一个或多个治疗师对患者身体的一些部分(最常见的是下肢)进行操控以模仿行走，从而促进它的康复。已经进行了许多有关调查减重步行训练对中风后康复的疗效的研究。相对于传统的物理治疗介入，这些关于减重步行训练的疗效的研究没有大体一致的意见，尽管一些研究表明减重步行训练相对于传统治疗没有提供明显的好处。为了提供类似于减重步行训练、较少治疗师参与并可能较高连贯性的运动训练，机器人版本的减重步行训练已开发出来，其保留了电动活动平板及头上的体重悬吊系统，但用机器人操控代替了腿部的手动操控。与手动辅助(manually-assisted，MA)减重步行训练一样，机器人辅助(robotic-assisted，RA)减重步行训练系统也已成为当前比较它们的疗效与传统治疗疗效的研究的对象。与手动辅助减重步行训练的研究一样，关于疗效没有大体一致的意见，尽管多项研究表明机器人辅助的减重步行训练相对于传统治疗的好处并不明显。

减重步行训练介入没有提供多少静态或动态的平衡训练。在机器人辅助减重步行训练的情况下，对平衡的需求几乎从运动活动中完全去除了，而在手动辅助减重步行训练的情况下，基本上不存在对平衡的需求。在这两种情况下，头顶上的体重支撑起到大体稳定的作用，并且在机器人辅助减重步行训练的具体情况下，运动学上限制了沿着减少的运动轴线组的躯干运动。除了运动学的限制之外，大体稳定的力的存在显著地妨碍了这种训练过程中平衡的开发。

减重步行训练不需要平衡的事实在步态再训练治疗介入的早期阶段实际上是重大的优点。康复社区中的大多数人赞同早期介入可提供重大的治疗好处，并且许多人认为减重步行训练系统比否则可能的传统治疗能够更早的进行治疗介入。尽管如此，随着患者的力量逐渐增强，减重步行训练介入中存在的人为稳定妨碍了平衡的再训练，其必然涉及空间中的身体运动，躯干和上下肢的自由运动，以及每个脚的适当放置以确保动态稳定。根据运动物理学(即，动力学)，用前庭神经和本体感觉系统整合并协调这些运动是习得反应，其对安全行走是必不可少的。

发明内容

本发明的实施方式涉及控制方法，以及由此的设备，其通过去除由被动动力强加的强有力的运动负担来辅助人。优选地，控制方法不会试图支持或提供任何运动。相反地，控制方法优选地配置成积极地补偿被动作用，为了移动使用者必须克服这种被动作用。具体地，这些被动作用包括但不限于，移动身体或载荷以突破重力所需要的力，以及使使用者身体的一些部分加速或减速所需要的惯性力或承载的载荷。其他被动作用可包括(例如，由于挛缩)使用者关节的阻尼和/或僵硬。被动作用定义如下：对于起始于任意形态，经历任意形态，并返回至初始形态的系统来说，被动作用不会对系统做任何正净功。例如，对于起始于空间中的给定点，穿过重力场，然后返回至初始的初始点的质点来说，重力场会对质点做零净功，因此重力作用被该系统认作是被动作用。由于在这种情况下对系统所做的净功为零，力场被认为是守恒场。如果物体穿过阻尼场并返回起始点，阻尼会对系统做负功，于是阻尼也会被认为是被动作用(在这种情况下，由于对系统所做的净功为负，这个力场被认为是完全被动的)。在系统返回至初始形态并且对系统做了正净功的情况下，该作用会被认为是主动的(或非被动的)。

在优选实施方式中，控制方法仅仅尝试去除被动的运动障碍，而不是补给运动意图。对于这种控制方法而言，外骨骼优选地仅对运动做出响应，但不产生运动。这样，本文描述的控制方法使得外骨骼能够对运动贡献出动力，而永远不会产生运动。就这一点而言，提出的方法的实质好处在于优选实施方式中的外骨骼能够避免不顾使用者的运动意图。

控制方法可用来可变地或可选择地去除被动负担。例如，对具有运动障碍但仍具有部分力量的使用者来说，该方法可用来去除被动作用的一部分(例如，可去除一半的重力载荷，而不是全部的载荷)。被动补偿量可基于测量信息(诸如步态模式)而适应于使用者。

在守恒力场的情况下(诸如由重力强加的)，使场的梯度上升需要对系统的一部分做功(即，产生动力)，而使场的梯度下降把这个功返还给系统。在外骨骼的情况下，控制方法在运动产生动力的部分中可有选择地补偿(即，仅在使场的梯度上升时补偿)，而不是始终补偿守恒力场。如此，外骨骼去除了使用者产生动力的负担，但允许使用者得益于由守恒场辅助的这部分运动。由于身体通常包含多个部分，并且不同部分的能量梯度的方向可改变，控制方法优选的实施方式是确定关节级能量梯度，使用关节控制转矩与关节角速度的乘积的符号和可能幅度来确定梯度是正还是负。在关节级能量梯度为正的情况下(即，关节对抗重力做功)，系统可对关节提供一些程度的重力补偿。在关节级能量梯度为负的情况下(即，关节随着重力做功)，系统不需要提供重力补偿。在一些实施方式中，当随着能量梯度(即，随着重力)移动时，外骨骼可提供规定量的关节级阻尼。

在第一实施方式中，提供了一种控制外骨骼的方法，该外骨骼包括与使用者下肢关联的至少一个带动力的关节。该方法包括关于重力向量估算与外骨骼关联的使用者的身体形态并基于形态计算至少一个带动力的关节的第一控制转矩，其至少部分地补偿使用者的重力动力。该方法还包括计算至少一个带动力的关节的重力能量梯度，至少基于重力能量梯度衰减第一控制转矩以产生第二控制转矩，以及施加最终控制转矩到至少一个带动力的关节上，所述最终控制转矩至少部分地基于第二控制转矩。

该方法还可包括计算至少一个带动力的关节的第三控制转矩，其大致补偿了外骨骼的重力动力，于是这里最终控制转矩是第二控制转矩和第三控制转矩的总和。

在该方法中，计算至少一个关节的重力能量梯度可包括确定至少一个带动力的关节的第一控制转矩与测量到的关节角速度的乘积。

在该方法中，估算形态可包括利用陀螺仪或加速计中至少一个来确定身体的不同部分的定向。估算形态还可包括感测外骨骼的关节角度。

估算形态还可包括确定使用者是处于单腿支撑还是双腿支撑阶段。响应于确定下肢处于单腿支撑阶段，该方法可包括计算下肢的摆动腿的第一控制转矩以至少部分地补偿摆动腿相对于使用者髋部的重量，并计算下肢的支撑腿的第一控制转矩以至少部分地补偿身体的重量。响应于确定下肢处于双腿支撑阶段，该方法可包括计算下肢的第一控制转矩以至少部分地补偿身体的重量。

在该方法中，可选择第一控制转矩来为每个下肢提供不同量的部分重力补偿。而且，下肢中的其中一个的第一控制转矩可选择为零。此外，针对每个单腿支撑阶段和双腿支撑阶段，由第一控制转矩提供的补偿量可选择为不同的。

在该方法中，下肢在单腿支撑阶段和双腿支撑阶段之间的转换可基于载荷传感器、陀螺仪或加速计中至少一个的测量值。例如，当测量值表明沿着地面碰撞方向摆动腿实质加速时，检测到从单腿支撑阶段到双腿支撑阶段的转换。而且，当测量值表明摆动腿的小腿部分角速度方向变化时，检测到从单腿支撑阶段到双腿支撑阶段的转换。此外，下肢在单腿支撑阶段和双腿支撑阶段之间的转换可基于摆动腿至少一个部分角速度的方向或幅度中至少一个的变化。

在该方法中，可基于测量到的下肢运动来决定在单腿支撑阶段中的补偿量。例如，下肢的第一腿的补偿量可至少部分地基于测量到的下肢第二腿的运动。而且，补偿量可基于测量到的第一腿的运动与测量到的第二腿的运动之间的差异。

该方法还可包括调节至少一个带动力的关节的阻尼量。

在第二实施方式中，提供了一种其上储存有可在计算装置上执行的计算机程序的计算机可读介质。计算机程序可包括多个用于执行前述关于第一实施方式的方法中任意一个的代码部分。

在第三实施方式中，提供了一种用于控制外骨骼的控制系统，外骨骼包括与使用者下肢相关联的至少一个带动力的关节，以及多个与下肢相关联的传感器。所述控制系统包括：用于接收多个传感器的传感器信号的传感器接口，用于传送控制信号至至少一个带动力的关节的电源接口，以及通信连接至传感器接口和电源接口的处理器。控制系统还包括其上储存有可在处理器上执行的计算机程序的计算机可读介质。

计算机程序包括用于关于重力向量基于传感器接口的传感器信号估算与外骨骼关联的使用者的身体形态，以及基于形态计算至少一个带动力的关节的第一控制转矩(其至少部分地补偿使用者的重力动力)的代码部分。计算机程序还包括用于计算至少一个带动力的关节的重力能量梯度，以及至少基于重力能量梯度衰减第一控制转矩以产生第二控制转矩的代码部分。此外，计算机程序还包括用于至少部分地基于第二控制转矩计算最终控制转矩，并配置电源接口的控制信号从而导致最终控制转矩作用在至少一个带动力的关节上的代码部分。

计算机程序还可包括用于计算至少一个带动力的关节的第三控制转矩的代码部分，第三控制转矩大致补偿了外骨骼的重力动力，并且用于计算最终转矩的代码部分可包括用于选择第二控制转矩和第三控制转矩的总和作为第三控制转矩的代码部分。

此外，计算机程序可包括用于执行前述关于第一实施方式方法中任意一种方法的代码部分。

附图说明

图1示意地说明与运动有关的变量和常量；

图2示意地说明行走中的不同阶段或状态；

图3是在操作根据各种实施方式的外骨骼的示范方法中步骤的流程图；

图4A是可与各种实施方式的控制方法一起使用的外骨骼的主视图；

图4B是图4A中示出的外骨骼的侧视图；

图4C是图4A中示出的外骨骼的等距视图；

图5A是图4A中示出的外骨骼的一部分的局部剖视图；

图5B是图5A中部分B的详细分解图；

图6是根据各种实施方式的外骨骼的示范分布式嵌入系统的功能图；

图7示出穿戴根据各种实施方式配置的外骨骼的使用者；

图8是受影响和未受影响的腿在不同辅助程度的跨步长度图；

图9A是各种辅助程度的足轨迹图；

图9B是图9A中数据的各种辅助程度的平均足轨迹图；

图10A是针对各种辅助程度作为步态周期百分数的函数的膝角图；和

图10B是针对各种辅助程度作为步态周期百分数的函数的髋角图。

具体实施方式

参照附图描述本发明，其中在全部附图中使用相同的附图标记来指代相似或等同的要素。附图不是按照比例绘制的，其仅用来说明本发明。以下参照用于说明的实例应用来描述本发明的多个方面。应当理解，陈述许多的具体细节、关系、及方法是为了提供本发明的全面理解。然而，相关技术领域中的普通技术人员很容易认识到，本发明在没有一个或多个具体细节或者使用了其他方法的情况下也可以实施。在其他情况下，未详细示出已知的结构或操作以避免使本发明不清楚。本发明不受示出的行为或事件的次序限制，因为一些行为可以以不同的次序发生和/或与其他行为或事件同时发生。此外，并非所有示出的行为或事件都需要实施根据本发明的方法。

如上所述，现有的卒中后(post-stroke)行走治疗的其中一个缺陷是缺少平衡训练。鉴于这些缺陷，本发明人提出一种针对外骨骼(其由下肢外骨骼组成)的新的控制系统和方法，以及由此的外骨骼。新的控制系统和方法帮助亚急性中风患者进行地面行动训练。主要地，根据各种实施方式配置的外骨骼供具有充足力量和协调性的患者使用来进行助力行走，其特征在于功能独立性评定(functional independence measure,FIM)步态评分，其名义上在三到五的范围内，尽管可能低至二。至少在最初，具有较低的FIM评分(例如1或2)的患者可要求其他介入，诸如减重步行训练或传统治疗，直至他们已恢复到具有充足的力量和协调性来使用根据各种实施方式的外骨骼进行助力行走。尽管描述的根据各种实施方式的外骨骼的使用主要独立或单独地使用，但这种设备也可以用来作为其他治疗的补充，并且能够帮助提供对中风康复亚急性阶段患者的连续照顾。

本文中使用的术语“外骨骼”或“外骨骼系统”是指任何类型的能够穿戴或以其他方式附装到使用者身上的设备，这里该设备配置成为为使用者一个或多个部分的运动提供能量。

这里描述的外骨骼主要打算用在由训练过的物理治疗师监督的物理治疗健身场馆中。而且，这些外骨骼也打算与标准的基于轨迹(非体重支撑)的头上安全吊带一起使用，其目的在于防止在严重失去平衡的情况下摔倒。这样，与减重步行训练介入一样，地面行动训练会促进力量和协调性的渐进发展。然而，与减重步行训练不同，使用根据各种实施方式的外骨骼的地面训练要求动态平衡，因此(随着力量的渐进发展)附随地促进了动态平衡的发展。这样，与减重步行训练相比，这种根据各种实施方式的外骨骼的使用能够在辅助使用者发展平衡的同时，培养使用者的力量和协调性。这三个要素对安全行走来说是必不可少的。

多个主要差别存在于减重步行训练的功能与根据各种实施方式的外骨骼促进的地面训练(即，外骨骼-促进的地面训练或EFOT)的功能之间。这些差别列举如下。

第一，根据各种实施方式的外骨骼从地面向上提供体重支撑(body weightsupport，BWS)，而不是从头顶上的悬挂点。前者完全保持了与地面运动中的平衡有关的动力，而后者引入了大量的人工稳定力，其妨碍了治疗过程中平衡的渐进发展。

第二，除了在站立阶段(全部或)部分地补偿头部、胳膊、和躯干(HAT)的重量之外，这同样是减重步行训练中的规范，根据各种实施方式的外骨骼可配置成为在步态的摆腿和站立阶段额外地补偿下肢部分的分布重量(即，体重支撑分布在关节水平)。从简化的角度来看，体重支撑主要补偿步态站立阶段中头部、胳膊和躯干的重力载荷，并补偿步态摆腿阶段中摆动腿的重力载荷。在一些实施方式中，可分别地为头部、胳膊和躯干以及每条腿提供体重支撑。这样，根据各种实施方式的外骨骼提供的辅助可更加准确地描绘为身体部分的重量补偿，而不是体重支撑。

第三，由于体重支撑由外骨骼从地面向上提供，针对受影响和未受影响的腿部的支撑程度可以是不同的。针对大多数半身不遂的个体来说可以假定未受影响的腿比受影响的腿会要求少得多的体重支撑。

第四，由于体重支撑的程度是对每条腿分别考虑的，并且由于体重支撑除了考虑躯干重量之外还有肢体重量，体重支撑程度可进一步在步态的每个阶段中分别考虑，使得摆腿阶段的补偿程度通常与站立阶段的补偿程度不同。注意到，站立阶段主要需要使用下肢的伸肌群，而摆腿阶段主要需要使用屈肌群。由于两个肌群之间的损伤程度可能不同，可假定为各肌群提供合适的辅助程度的能力会提供各肌群协同效果更有效的渐进加强。

第五，由于行走摆腿阶段的一些部分中重力协助了下肢的运动，站立和摆动的腿可分开补偿。在一些实施方式中，可仅在肌肉对抗重力摆动的一些部分中激活摆动肢体补偿。如此，外骨骼在肌群对抗重力时对肌群提供帮助，但允许重力场在因重力移动时提供完全的帮助。这样，基本维持了摆腿阶段的弹道动力。

第六，与减重步行训练系统不同，根据各种实施方式的外骨骼使得能够自由地运动通过空间(即，在矢状，正中矢状和额状平面内运动，并在所有平面内旋转)。在地面行走保持平衡所需要的感官和运动系统的协调性明显是三维任务，因此这种平衡的发展需要在空间中行走，而不仅仅是在平面中。

第七，根据各种实施方式的外骨骼使得行走更为容易(取决于身体部分体重补偿的程度)，而没有强制性地使患者的肢体移动。这种方法的好处在于患者不能依赖外骨骼来发起或提供运动(相反地它仅协助患者产生运动)。这样，患者参与的问题变得更加简单，因为在不努力的情况下患者将不能走动，因此患者必须始终积极地参与治疗(即，如果他们不积极地参与，他们将不能走动)。

第八，与减重步行训练一样，根据各种实施方式的外骨骼提供的辅助程度是(微)计算机控制的，因此可以容易地改变，并且期望随着患者获得增强的力量、协调性和平衡，在治疗介入的过程中渐进地降低辅助程度。

第九，与减重步行训练不同，根据各种实施方式的外骨骼不要求患者以恒定的速度(即，以电动活动平板装置驱动的速度)行走。相反，行走速度完全由患者决定，尽管为了功能逐渐恢复，治疗师视情况而定会鼓励患者以目标行走速度行走。

最后，与减重步行训练不同，根据各种实施方式的外骨骼可用于涉及许多不同活动的治疗，包括从坐着转变成站立，以及从站立转变成坐着。用在步态站立阶段的相同的身体部分重量补偿辅助方法(即，部分地补偿头部、胳膊和躯干的重量)适应于这些活动。其他活动包括上或下斜坡、路缘、或楼梯。注意到，对所有这种运动，辅助的本质保持不变，尽管取决于活动站立相对于摆腿阶段辅助的程度可能改变了。

尽管已描述了机器人辅助的减重步行训练的辅助控制器，但这些控制方法不需要考虑作用在对象平衡上的矫正力的影响。在减重步行训练的情况下，由物理治疗师或机器人机构来强加矫正或辅助力到患者腿部是常见的。这些力，旨在支持适当的行走运动，有效地干扰或扰乱了患者维持平衡的能力。由于减重步行训练提供了外部稳定装置，这种扰乱是微不足道的。然而，在外骨骼-促进的地面训练的情况下，任何足以改变腿部轨迹的幅度的扰乱能够类似地造成不平衡。想起在运动过程中为了保持稳定，脚应当这样放置使得患者的零力矩点位于在患者和地面之间形成的支撑多边形内。这样，平衡的发展主要涉及到在“正确的”时间把每只脚放置在“正确的”位置处。考虑到在中风康复的亚急性阶段患者相对肌无力，外骨骼应当向患者提供帮助(即，使行走更为容易)，而不会干涉运动动机。就这一点而言，发明人开发并构建了能够提供充足运动辅助而不会引入平衡扰乱的外骨骼控制器。控制方法使得外骨骼能够向运动贡献动力，而永远不会引起运动。就这一点而言，提出的方法的实质好处在于外骨骼从不会不顾使用者的运动目的，这样不会干涉患者脚的放置。

如减重步行训练中意识到的，在行走(特别是慢步行走)过程中强加到下肢上的主要载荷是重力载荷。这实质上是站立过程中的支撑体重以及摆腿过程中抬起腿的重量。利用适当的惯性感觉，根据各种实施方式的控制器可有选择地补偿由重力强加的载荷。这是消减(subtractive)控制方法，而不是主动型(proactive)控制方法。具体地，控制器配置外骨骼使得运动更为容易(在全重力补偿的情况下几乎是不费力气的)，但不会产生运动或妨碍运动。如前所述，在重力辅助肢体运动的情况下(诸如摆腿阶段)，控制器可容易地修改以致仅在运动对抗重力能量梯度的过程中提供补偿。

在讨论控制器的操作之前，在以下讨论中定义用来描述控制器操作的数学和物理变量和常量是有益的。这些变量和常量示于图1中。图1是与身体运动有关的变量和常量的示意说明。首先，如图1所示，身体包括一系列的质量。这些质量包括头部、胳膊、和躯干的质量(m_hat)以及对于每条腿的大腿质量(m_t)和小腿及足的质量(m_s)。对于个体而言，腿的质量可假定成大致相同的。图1还示出一系列长度。这些长度包括上身(其包括头部、胳膊和躯干)长度(l_chat)。这些长度还包括大腿长度(l_ct)和小腿长度(l_cs)。再一次，与大腿和小腿的质量一样，对于个体而言，大腿和小腿的长度也假定成大致相同的。图1中的变量还包括相对于地面或重力参考的各部分角度。这些角度包括上身角(θ_hat)，左大腿角(θ_lt)，右大腿角(θ_rt)，左小腿角(θ_ls)，和右小腿角(θ_rs)。变量还包括右髋转矩(τ_rh)，右膝转矩(τ_rk)，左髋转矩(τ_lh)，和左膝转矩(τ_lk)。

控制器实现的本质如下。可定义外骨骼转矩向量为：

τ＝[τ_rh τ_rk τ_lh τ_lk]^T   (1)

这里各分量代表如上关于图1描述的转矩。存在三种可能的外骨骼配置，以及三种相应的重力补偿转矩向量。这些在图2中示出。图2示意地示出基本行走形态或状态。如图2所示，第一状态①是左腿(虚线示出，是支撑腿)支撑身体而右腿(实线示出，是摆动腿)摆动时。第二状态②是右腿(实线示出，是支撑腿)支撑身体而左腿(虚线示出，是摆动腿)摆动时。第三状态③是右腿(实线示出)和左腿(虚线示出)都支撑身体时。

使用图1中定义的坐标系及参数，对应于状态①(单腿支撑，右腿摆动)的重力补偿转矩向量给出如下：

${\mathrm{\τ}}_1=g\left[\begin{array}{c}{m}_t{I}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rs}}\\ m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rs}}\\ m_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}+m_t{l}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rs}}\\ m_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}+m_t{l}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rs}}+(m_{\mathrm{hat}}+m_t+m_s)l_s\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_t(l_t-l_{\mathrm{ct}})\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}\end{array}\right],---\left(2\right)$

对应于状态②(单腿支撑，左腿摆动)的重力补偿转矩向量给出如下：

${\mathrm{\τ}}_2=g\left[\begin{array}{c}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}+m_t{l}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{ls}}\\ m_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}+m_t{l}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{ls}}+(m_{\mathrm{hat}}+m_t+m_s)l_s\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_t(l_t-l_{\mathrm{ct}})\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}\\ m_t{l}_{\mathrm{ct}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rs}}\\ m_s{l}_{\mathrm{cs}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{ls}}\end{array}\right],---\left(3\right)$

假定在双腿支撑阶段关节转矩对称分布，对应于状态③(双腿支撑)的重力补偿转矩向量给出如下：

${\mathrm{\τ}}_3=g\left[\begin{array}{c}\frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}\\ \frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+m_t(l_t-l_{\mathrm{ct}})\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{rt}}+\frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}\\ \frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}\\ \frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_t\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}+m_t(l_t-l_{\mathrm{ct}})\cos \stackrel{}{{\mathrm{\θ}}_{\mathrm{lt}}}+\frac{1}{2}{m}_{\mathrm{hat}}{l}_{\mathrm{chat}}\cos {\mathrm{\θ}}_{\mathrm{hat}}\end{array}\right].---\left(4\right)$

这些转矩可用来决定需要多少转矩作用在髋和膝关节处以补偿使用者的重力动力。也就是说，补偿行走过程中对抗使用者的重力。

方程式(2)至(4)提供的值是值得注意地，其对应于双腿的髋和膝关节的全重力补偿。然而，提出的EFOT身体质量补偿控制器的一个目的在于局部身体质量补偿。另一个目的或选择是为受影响的腿和未受影响的腿提供不同的补偿量。第三个目的或选择也可以是在站立和摆腿过程中为腿提供不同的补偿量。

于是，各种实施方式允许控制器调节转矩以提供不同类型的重力补偿。例如，在一个实施方式中，可以让0≤r_a＜1作为受影响的腿期望的身体质量补偿分数，而0≤r_u＜1作为未受影响的腿期望的身体质量补偿分数，这里r_a和r_u可以是相同或不同的。在操作中，局部身体质量补偿然后可由补偿转矩向量的各分量按合适的分数成比例提供。例如，受影响的腿上的两个转矩分量可按分数r_a成比例，而未受影响的腿上的两个转矩分量可按分数r_u成比例。注意到，对于图2中示出的各配置状态，分数通常是不同的。

如上所述，为了维持弹道摆腿阶段，可仅在关节对抗重力时提供重力补偿，这可由重力补偿转矩向量和各关节角速度向量内积的各元素的符号决定。当各元素为正时，外骨骼做功(运动对抗重力场)，于是重力补偿分量应当保持。当各元素为负时，运动伴随着重力场，于是重力补偿分量可以关闭，以帮助摆腿阶段的弹道部分。最后，尽管这里没有明确地示出，外骨骼对自身部分的质量也执行全重力补偿。这个补偿以与方程式(2)至(4)相同的方式构建，尽管它不受比例分数或“弹道”转换的约束，因为这种补偿的目的仅仅在于尽可能多的补偿外骨骼自身的重力动力(即，尽量消除外骨骼的重量)。

如上所述，各种实施方式的控制方法在步态的摆腿阶段和站立阶段之间区分开，并且在各阶段能够提供不同类型的重力补偿。特别的，控制方法能够补偿(或部分补偿)步态的摆腿阶段中摆动腿关于髋部的重量，而在站立阶段中控制方法(全部或部分地)补偿站立腿、身体和摆动腿相对于地面的重量。在这两种情况下，重力补偿的程度可根据各关节上能量梯度的方向而变化。

为了以上面描述的方式操作，控制方法必须能够针对各条腿在步态的站立和摆腿阶段之间区分开。就这一点而言，控制方法可以以状态控制器的形式实现，这里摆腿和站立之间的转换可由一个或多个事件的出现或者外骨骼满足一个或多个预先定义条件的配置来指示。例如，脚踏开关或载荷传感器可设置在外骨骼中，当激活时其指示转换的出现。在另一个实施例中，从摆腿到站立的转换可由加速计指示以经由腿部加速度的实质变化来检测脚跟着地对各条腿的影响。在又一实施例中，摆腿阶段的终止可基于计时器确定。又在另一个实施方式中，从站立到摆腿的转换可使用陀螺仪指示以表明腿部角速度的实质变化。在一些实施方式中，这些基于传感器的信号可以结合外骨骼内部配置的变化使用，诸如膝角，髋角，或差分髋角。

除了阶段间控制之外，也可以提供阶段内控制。也就是说，在一些情况下，在阶段内调节补偿量是有益的。例如，重力补偿辅助程度可在站立阶段和摆腿阶段之间的转换点附近部分或全部地衰减。在另一种配置中，对侧腿的脚跟着地可表示着地后期，在这种情况下站立腿的重力补偿可逐渐停止，直至检测到摆腿阶段。

图3示出了控制如上所述根据各种实施方式的外骨骼的示范方法300中步骤的流程图。在步骤302方法300开始，然后继续至步骤304。在步骤304，获得使用者身体(和外骨骼)形态的估算。例如，可获得图2中示出的各种常量和变量的值。这些值中的一些，诸如质量和长度，可预先定义并储存在计算机存储设备等中。其它值，诸如角度和转矩，可直接或间接地测量。此外，这个步骤还可包括监测其它传感器(例如，载荷传感器，陀螺仪等)，其会帮助确定身体的形态。

一旦在步骤304获得了身体的形态，方法300继续进行步骤306和308以计算控制转矩。在步骤306，计算带动力的关节的第一控制转矩以补偿外骨骼的重力动力。这些值可以如上所述以大体类似于方程式(1)至(4)中描述的方式得出以获得带动力的关节的控制转矩，其有效地消去或补偿使用者身上的外骨骼的载荷。在步骤308，如上所述关于方程式(1)至(4)计算第二控制转矩以(全部或部分地)补偿使用者的重力动力。也就是说，补偿摆腿阶段中身体的重量或腿的重量从而向使用者提供帮助。步骤306和308可按顺序或同时地进行。

一旦在步骤308获得了第二控制转矩，在步骤310计算能量梯度。例如，如上所述，可获得关节的第二控制转矩和关节的角速度的乘积。其后，在步骤312，衰减在步骤308获得的第二控制转矩。这个衰减可如上所述涉及第二控制转矩的比例以调节对使用者的辅助量。这个衰减还可包括，例如，对特定关节设定第二控制转矩为零。例如，如上所述，在关节的能量梯度为负时，该关节可配置成为提供减小的或为零的辅助动力。如上所述，衰减量和类型可根据身体的形态、活动类型或阶段，从关节到关节变化。

最后，一旦在步骤312衰减了第二控制转矩，第一控制转矩和衰减的第二控制转矩可在步骤314作用于带动力的关节。然后在步骤316，方法300可重新开始进行先前的处理，包括重复方法300。应当注意到，方法300可包括附加的步骤或比图3中示出的步骤更少的步骤。例如，方法300还可包括判断活动或活动阶段或一个或多个带动力的关节的阻尼。然而，各种实施方式并不限于这一点上，也可进行任何其它的步骤。

尽管各种实施方式可与许多外骨骼一起使用，为了说明的目的以下描述一种示范的外骨骼。然而，各种实施方式并不限于这种特定的结构，并且本文描述的控制方法可与任何其他的外骨骼系统一起使用。

根据各种实施方式示范的带动力的下肢外骨骼100示于图4A、4B、4C、5A、5B和6中。图4A和4B分别是外骨骼100的主视图和侧视图。图4C是外骨骼100的等距视图。图5A是外骨骼100的一部分的局部剖开图。图5B是图5A中的部分B的详细分解图。图6是根据各种实施方式的外骨骼的示范分布式嵌入系统的功能图。

具体地，在这些图中示出的外骨骼100包括四个马达，其在各髋关节102R、102L和膝关节104R、104L上强加矢状平面转矩。外骨骼100可与诸如拐杖、学步车等的稳定辅助设备103一起使用。

如图所示，外骨骼包括五个部分，分别是：两个小腿部分106R和106L，两个大腿部分108R和108L，以及一个髋部110。各大腿部分108R和108L分别包括大腿部外罩109R和109L，和连杆或连接器112R和112L，连杆或连接器112R和112L分别从各个膝关节104R和104L延伸出来并配置成依照膝关节104R和104L的操作从而在膝关节104R和104L提供矢状平面转矩。连接器112R和112L进一步配置成把大腿部分108R和108L各自机械地连接至相应的一个小腿部分106R和106L。而且，大腿部分108R和108L各自还包括连杆或连接器114R和114L，其分别从各个髋关节102R和102L延伸出来并依据髋关节102R和102L的操作从而在膝关节104R和104L提供矢状平面转矩。连接器114R和114L进一步配置成把大腿部分108R和108L各自机械地连接至髋部110。

外骨骼100可由使用者穿戴。为了把外骨骼附装到使用者身上，外骨骼100可包括紧固点101，其用于把外骨骼经由带、环、皮带等附装到使用者身上。而且，为了使用者的舒适考虑，外骨骼100可包括沿任何可能与使用者形成接触的表面放置的填充物(未示出)。

在一些实施方式中，外骨骼100的各种组件可为使用者所需的尺寸。然而，在其他实施方式中，组件可配置成适应各种使用者。例如，在一些实施方式中，一个或多个伸展元件可布置在小腿部分106R和106L与大腿部分108R和108L之间以适应具有较长下肢的使用者。在其他结构中，两个小腿部分106R和106L，两个大腿部分108R和108L，以及一个髋部110的长度可调节。也就是说，大腿部分外罩109R、109L，分别用于小腿部分106R、106L的小腿部分外罩107R、107L，以及用于髋部110的髋部外罩113可配置成允许使用者或修复学家在实际应用中调节这些组件的长度。例如，这些组件可由可滑动或可移动的部分组成，这些部分可使用螺丝钉、夹、或任何其他类型的紧固件保持在一个或多个位置。考虑到前述，两个小腿部分106R和106L，两个大腿部分108R和108L，以及一个髋部110可形成模块化系统，其允许外骨骼100的一个或多个组件可选择地替换并允许为使用者设计外骨骼而无需定制组件。这种模块化也可极大地帮助该设备的穿脱过程。

在外骨骼100中，放置在各大腿部分外罩109R、109L内的包括用于操作相应的其中一个膝关节104R、104L和髋关节102R、102L的大致所有组件。特别的，各大腿部分外罩109R、109L包括两个用来驱动髋和膝关节的马达。然而，各种实施方式并不限于这一点上，一些组件可位于髋部110和/或小腿部分106R、106L中。例如，外骨骼的电池111可位于髋部外罩113内，连接器114R和114L还可设置用于把电池111连接至在大腿部分108R和108L内的任意组件的装置。例如，连接器114R和114L可包括电线、触点、或任何其他类型的用于把电池111电连接至大腿部分108R和108L中电驱动的组件的电气元件。在各种实施方式中，电池111的放置并不限于在髋部外罩113内。相反，电池可以是一个或多个位于外骨骼100任何部分中的电池。

在各种实施方式中，为了保持外骨骼具有低重量并且各种组件具有减小的轮廓，大致平面的驱动系统用来驱动髋和膝关节。例如，各马达可通过减速传动装置来各自驱动关联的关节，传动装置使用大致平行于矢状运动平面的链齿轮和链条的装置。这种马达装置的一个示范结构示于图5A中。使用图5A中的结构，能够实现低轮廓的外骨骼，在髋部和大腿部分的增加少于5cm。

例如，在一个实施方式中，外骨骼在额状平面内的轮廓可配置成在髋和膝关节增加3.2cm，在大腿中部增加4.8cm，以便使用者能够坐在传统的扶手椅或轮椅上。类似地，髋部从使用者的下背部向后突出大约3.2cm，使得它不会明显地与座椅后背抵触。外骨骼不延伸到中腹部上，并且不要求穿戴到肩上及下背部上，这可能使设备在使用者坐在书桌或桌子边时不引人注意的。通过把分布式嵌入系统整合到外骨骼结构中，极大地方便了外骨骼的紧凑设计。

在各种实施方式中，外骨骼100不是配置成为承重的。也就是说，如图4A-4C所示，外骨骼100不会包括足或其他承重结构。相反，如图1所示，外骨骼100这样配置使得小腿部分106R和106L与其中相应的一个大腿部分108R和108L的组合长度小于使用者的腿的长度。这导致外骨骼对使用者具有潜在的健康益处。特别的，站立和行走的能力可逆转或者降低通常与长时间不动有关的生理损害量，包括肌肉萎缩，骨矿物质成分流失，皮肤经常破损问题，尿路感染发生率增加，肌痉挛，淋巴和血管循环受损，消化功能受损，以及呼吸系统和心血管系统的能力降低。

尽管图5A是关于膝关节104R的操作描述的，这是为了便于说明。也就是说，其他关节可配置成以大体类似的方式操作。图5A是外骨骼100在膝关节104R周围的剖视图，示出了马达502的一个示范结构，马达502驱动根据各种实施方式的外骨骼中的膝关节102R。如图5A所示，膝关节102R可通过把关节链齿轮504平行于矢状平面放置在大腿部分外罩109R的一端并把关节链齿轮504配置成平行于矢状平面旋转而实现。为了提供膝关节102R的矢状平面转矩，连接器112R可从关节链齿轮504延伸出来并机械地连接，使得关节链齿轮504的旋转导致转矩作用于小腿部分106。如图5A所示，可为连接器112R设置狭槽或接收元件506以连接大腿部分108R和小腿部分106R。接收元件506和连接器112R可这样配置使得连接器可去除地连接大腿部分108R和小腿部分106R。在各种实施方式中，夹子、螺丝钉、或任何其他类型的紧固装置可用来提供永久或可去除的连接。在一些实施方式中，可设置快速连接或“卡扣式”设备来提供连接。也就是说，这些快速连接设备允许实现连接而无需工具。这些类型的快速连接设备不仅能用于机械连接，而且可用于电连接。在一些实施方式中，单个快速连接设备可用来同时提供电和机械连接。然而，各种实施方式并不限于这一点上，也可设置分开的快速连接设备用来电和机械连接。值得注意地，各关节具有快速断开设备，外骨骼能容易地分成三个模块组件—右腿、左腿、和髋部—以便于穿卸，也用于提高便携性。

图5B中示出示范的快速连接结构的详细视图。图5B是图5A中部分“B”的详细视图。如图5B所示，连接器112R是从大腿部分108R延伸出来的部件。连接器112R配置成滑入到接收元件506中。连接器112R然后可经由小腿部分106R上的闩扣526与连接器112R上的门闩528的结合而机械地锁定。

如上所述，连接器112R、112L、114R和114L可配置成提供机械和电连接。返回参照图5B，在大腿部分108R和小腿部分106R之间需要电连接的情况下，电线可经由连接器112R的内部连接至电触点530。相应的电触点组(未示出)还可设置在接收元件506的内部。于是，当连接器112R锁定到接收元件506中时，电触点530与接收元件506内的电触点形成接触。可为连杆112L、114R和114L设置类似的结构。注意到，各种实施方式并不唯一地限于图5B中的闩扣和门闩组合。相反地可使用任何其他类型的紧固或锁定机构，而没有限制。

返回参照图5A，如上所述，膝关节104R经由操作马达502而被促动。马达502可以是使用两级链条驱动传动装置来驱动膝关节104R(即，关节链齿轮504)的电动机。例如，如图5A所示，第一级可由直接或经由第一链条512驱动第一驱动链齿轮514的马达502组成。第一驱动链齿轮514机械连接至第二驱动链齿轮516以致他们基于马达502施加给第一驱动链齿轮514的动力绕着相同的轴线一起旋转。第二驱动链齿轮516可设置成放置在与关节齿轮504相同的平面上。这样，第二链条518然后可用来使用第二驱动链齿轮516驱动关节链齿轮504并促动膝关节104R。以上描述的各种组件的齿轮齿数比可基于关节转矩的需要量、功率限制和空间限制来选择。

链条驱动传动装置的各级可包括张紧器，其可去除链条的游隙并减轻冲击负荷。这种张紧器可调节或者是弹簧加载的。例如，如图5A所示，示出第二链条518用弹簧加载的张紧器508和510。类似地，也可为第一链条512(如果存在)设置张紧器509和511。

此外，可为马达502设置制动器。例如，如图5所示，设置螺线管制动器520，其在一种状态下接合抵靠马达502的转子524的制动片522，在另一种状态下与制动片522分离。然而，各种实施方式并不限于这种特定的制动装置，可使用任何其他方法来提供马达502的制动器，而没有限制。

以上已讨论了图5A中示出的关于链齿轮和链条的装置的结构。然而，各种实施方式并不限于这一点上。也就是说，可使用任何其他的有或没有链条并提供减小的轮廓的齿轮设置。而且，各种实施方式并不限于齿轮和/或链条的装置。例如，在一些结构中，可使用皮带和滑轮装置来代替链条和链轮装置。而且，还可以使用摩擦传动装置。而且，也可以使用以上讨论过的装置的任何组合。此外，不同关节可使用不同的装置。

在各种实施方式中，各关节102R、102L、104R和104L的马达可配置成提供连续转矩的基准量及较短时段的较高转矩量。例如，在一种结构中，提供至少10Nm的连续转矩及至少25Nm的较短(即，2秒)时限转矩。在另一个实施例中，连续转矩高达12Nm，较短(即，2秒)时限转矩高达40Nm。作为安全措施，膝关节104R和104L都可包括如上所述通常锁定的制动器以防止电源故障的情况下膝关节屈曲。

值得注意地，根据各种实施方式的外骨骼不包括足或踝关节组件。然而，根据各种实施方式的外骨骼可配置成与标准的踝足外骨骼(ankle footexoskeleton，AFO)115一起使用从而为踝提供稳定性和/或防止步态的摆腿阶段足下垂。

在外骨骼100中，使用一对嵌入在其中一个大腿部分108R和108L中的嵌入式控制系统116R和116L来分别提供对不同关节的控制。嵌入式控制系统116R和116L可用来定义分布式嵌入系统(distributed embedded system，DES)以提供大腿部分108R和108L之间的协作操作。嵌入式控制系统116R和116L示于图3和4中，使用虚线来表明它们被这些图中的其他特征所掩盖了。

图6给出使用嵌入式控制系统116R和116L形成的示范分布式嵌入系统600的功能图。分布式嵌入系统600由电池111驱动，诸如29.6V，3.9A·hr的锂聚合物电池。分布式嵌入系统600可包括电源管理模块602，计算或数据处理模块604，电信号调节及传感器接口模块606，功率电子设备608，以及与分布式嵌入系统600内并在分布式嵌入系统600与主机之间的组件连接的通信电子设备610。为了形成分布式嵌入系统600，嵌入式控制系统116R和116L可经由髋部110中有线的通信线路或在嵌入式控制系统116R和116L之间无线的通信线路通信连接。这可包括任何类型的无线通信线路。例如，这些可包括根据IEEE 802.xx标准，Bluetooth^TM，及其任何衍生物中的任何一种的无线通信线路。然而，各种实施方式并不限于这一点上，也可使用任何其他类型的无线通信线路。

电源管理模块602可对来自电池111的信号提供信号调节及控制。此外，电源管理模块，例如电源管理模块602，配置成提供线性稳压±12V和+3.3V，其用于信号调节和计算，并由中间的±12.5V和+5V开关调节器得出以有效转换。在一些实施方式中，外骨骼100可包括由电源管理模块602控制的视觉显示以表明电池的状态。视觉显示可以是字母数字的或者使用符号的(例如，一或多个灯以表明电池状态)。

计算模块604由在各嵌入式控制系统116R和116L内的微控制器单元组成。例如，如图6所示，微控制器单元可以是80MHz PIC32微控制器，各具有512kB闪存和32kB RAM，并且各消耗大约400mW的功率。这些微控制器可编程的。例如，编程可使用MPLAB IDE和MP32C编译器(都来自于MicrochipTechnology公司)以C编程语言实现。然而，各种实施方式并不限于这一点上，任何其他类型的编程方法也可以使用。

在操作中，计算模块604(即，两个微控制器)使用功率电子设备608中的伺服驱动器或伺服放大器(诸如四象限开关伺服放大器或脉宽调制(PWM)功率晶体管驱动器)来驱动与各关节102R、102L、104R、和104L关联的马达。计算模块604还经由功率电子设备608中的脉宽调制(PWM)功率晶体管驱动膝制动器。

在各种实施方式中计算模块604配置成至少部分地基于有关外骨骼100状态的传感器数据来驱动与各关节102R、102L、104R和104L相关联的马达，以下将进一步讨论。于是，传感器接口模块606可配置成提供和/或提供与放置在外骨骼100中的传感器的通信。在一些实施方式中，所有的传感器可放置在其中一个大腿部分108R和108L中。例如，这些传感器可嵌入在各嵌入式控制系统116R和116L中。在外骨骼100的一种结构中，物理感测由各髋关节104R、104L和各膝关节102R、102L中，以及放置在各大腿部分108R和108L中其他地方的3-轴线加速计和单轴线陀螺仪中的基于霍尔效应的角度和角速度感测组成。

尽管以上说明描述了各嵌入式控制系统116R和116L中组件的对称布局，各种实施方式并不限于这一点上。在其他实施方式中，上述一个或多个模块可位于其中一个嵌入式控制系统116R和116L中。

在一些实施方式中，外骨骼100可配置成与嵌入在稳定辅助设备103中的传感器协同工作。分布式嵌入系统可配置成如上所述经由有线或无线通信线路与这种传感器通信。

实施例

这里示出的实施例并不旨在限制各种实施方式。相反单独地提出它们仅为了说明性目的。

为了提供上述控制方法的初步验证，控制方法在上述外骨骼上实施并在中风康复亚急性阶段的患者身上进行评估。为了这个初步研究，在行走的摆腿阶段为受损的腿提供帮助，以实现对称的步幅长度。对象是32岁的女性，缺血性中风后三个月，右侧(上下肢)轻偏瘫，能够在四支点拐杖的帮助下行走。使用如上所述外骨骼的这个个体使用上述控制方法操作的说明如图7所示。在测试时，对象具有FIM步态评分为5的特征(即，需要监护及备用辅助设备)。注意到，这在提出的介入功能范围的上端。对象具有表达性和接受性失语症，尽管她在其他方面没有认知受损。

由于对象右侧轻偏瘫，并且由于仅在摆腿时为受影响的腿提供补偿，方程式(2)实施为控制器，这里受影响的腿的补偿量基于对象需要调节为0≤r_a＜1，而对于未受影响的腿没有给予补偿(即，r_u＝0)。由于对称步幅长度用作“良好跨步”的量度，就这一点而言摆腿阶段补偿的程度递增地增加直至达到对称步幅长度。图8示出穿带外骨骼在地面行走时右(受影响)和左(未受影响)腿的跨步长度，在摆腿时具有三种腿部重量辅助程度：0％，10％，和25％的辅助。

如图8所示，每次增加腿部重量辅助导致受影响侧跨步长度相应的增加。有趣地，尽管外骨骼对未受影响的腿没有提供辅助，受影响侧增加的跨步长度对未受影响侧增加跨步长度具有相应的影响。在初步实验中，受影响侧摆腿阶段辅助的程度增加直至右和左侧跨步长度相等，如图8所示，其出现在辅助程度为25％时。

除了增加跨步长度和步态对称之外，增加的辅助额外地增加了受影响的腿的跨步高度，如图9A和9B所示。具体地，图9A示出以三个外骨骼辅助程度行走多次跨步时右腿(相对于对象的髋关节)的足轨迹，而图9B示出各辅助程度平均时相同的足轨迹。如图9B所示，增加的辅助(即，有效地使得下肢在摆腿阶段较轻)导致跨步长度和跨步高度(即，离地净高)都增加。具体地，25％的下肢重量辅助程度对应于跨步长度增加40％，跨步高度增加50％，相对于无辅助的运动而言。

最后，如图10A和10B所示，这些增加来自髋和膝关节的屈曲增加。图10A和10B分别示出针对0％、10％和25％的辅助，作为步态周期百分数的函数的膝和髋角的图。如这些图所示，由于辅助量增加，在膝和髋关节观察到较大范围的屈曲。也就是说，影响并不集中在一个关节处。具体地，25％的下肢重量辅助程度对应于髋屈曲范围增加40％，膝屈曲范围增加30％，相对于无辅助的运动而言。

在所附的附录A和附录B中描述了本发明的其他方面，其全部内容通过引用合并在此。

尽管上面已描述了本发明的各种实施方式，应当理解，他们仅当作实施例介绍，而并非限制。在不脱离本发明实质或范围的情况下，可根据本文公开内容对公开的实施方式做出许多变化。这样，本发明的广度和范围不应由上述实施方式中的任意一个限制。相反地，本发明的范围应当根据以下的权利要求和它们的等同物来限定。

尽管已关于一个或多个实现说明并描述了本发明，对本领域其他技术人员来说一旦阅读并理解了本说明书及附图就可做出等同的变更和修改。此外，尽管本发明的特定特征可能是仅关于多个实现中的其中一个公开的，但这种特征可以如任何给定或特定应用期望并且有益的方式与其它实现的一个或多个其他特征相组合。

本文使用的术语仅是为了描述特定实施方式的目的，并不旨在限制本发明。如本文中使用的，单数形式“一个”(不定)和“该”(特定)也意在包括复数形式，除非本文以其他方式明确地指出。

除非以其他方式定义，本文使用的所有术语(包括技术和科技术语)具有与本发明所属技术领域中普通技术人员通常理解相同的含义。还应当理解，术语，诸如在通常使用的字典中定义的那些术语，应当理解为具有与它们在相关技术领域中相一致的含义，而不应当解释为理想化地或过于正式的含义，除非本文清楚地这样定义。

Claims (21)

1.一种控制外骨骼的方法，所述外骨骼包括与使用者下肢关联的至少一个带动力的关节，所述方法包括：

关于重力向量估算与所述外骨骼关联的所述使用者的身体形态；

基于所述形态计算所述至少一个带动力的关节的第一控制转矩，其至少部分地补偿所述使用者的重力动力；

计算所述至少一个带动力的关节的重力能量梯度；

至少基于所述重力能量梯度衰减所述第一控制转矩以产生第二控制转矩；以及

施加最终控制转矩到所述至少一个带动力的关节上，所述最终控制转矩至少部分地基于所述第二控制转矩。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括：

计算所述至少一个带动力的关节的第三控制转矩，其大致补偿了所述外骨骼的重力动力，并且

其中所述最终控制转矩包括所述第二控制转矩和所述第三控制转矩的总和。

3.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述计算所述至少一个关节的重力能量梯度包括确定所述至少一个带动力的关节的第一控制转矩与测量到的关节角速度的乘积。

4.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述估算形态包括利用陀螺仪或加速计中至少一个来确定所述身体的不同部分的定向。

5.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述估算形态还包括感测所述外骨骼的关节角度。

6.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述估算形态还包括确定所述使用者是处于单腿支撑还是双腿支撑阶段，并且其中所述计算第一控制转矩还包括：

响应于确定下肢处于单腿支撑阶段，计算所述下肢的摆动腿的所述第一控制转矩以至少部分地补偿所述摆动腿相对于所述使用者髋部的重量，并计算所述下肢的支撑腿的所述第一控制转矩以至少部分地补偿所述身体的重量，以及

响应于确定所述下肢处于双腿支撑阶段，计算所述下肢的所述第一控制转矩以至少部分地补偿所述身体的重量。

7.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括选择所述第一控制转矩来为每个下肢提供不同量的部分重力补偿。

8.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括选择下肢中的其中一个的所述第一控制转矩为零。

9.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括针对每个所述单腿支撑阶段和所述双腿支撑阶段，由所述第一控制转矩提供的补偿量选择为不同的。

10.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括基于载荷传感器、陀螺仪或加速计中至少一个的测量值检测所述下肢在所述单腿支撑阶段和所述双腿支撑阶段之间的转换。

11.根据前述任一权利要求所述的方法，其中当所述测量值表明沿着地面碰撞方向所述摆动腿实质加速时，检测到从所述单腿支撑阶段到所述双腿支撑阶段的转换。

12.根据前述任一权利要求所述的方法，其中当所述测量值表明所述摆动腿的小腿部分角速度方向变化时，检测到从所述单腿支撑阶段到所述双腿支撑阶段的转换。

13.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括基于摆动腿至少一个部分角速度的方向或幅度中至少一个的变化，检测所述下肢在所述单腿支撑阶段和所述双腿支撑阶段之间的转换。

14.根据前述任一权利要求所述的方法，其中基于测量到的下肢运动来决定在所述单腿支撑阶段中的补偿量。

15.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述下肢的第一腿的补偿量至少部分地基于测量到的所述下肢第二腿的运动。

16.根据前述任一权利要求所述的方法，其中所述补偿量基于测量到的所述第一腿的运动与测量到的所述第二腿的运动之间的差异。

17.根据前述任一权利要求所述的方法，还包括调节所述至少一个带动力的关节的阻尼量。

18.一种计算机可读介质，其上储存有可在计算装置上执行的计算机程序，所述计算机程序包括多个用于执行权利要求1至17的方法中任意一个的代码部分。

19.一种用于控制外骨骼的控制系统，所述外骨骼包括与使用者下肢相关联的至少一个带动力的关节，以及与所述下肢相关联的多个传感器，所述控制系统包括：

用于接收所述多个传感器的传感器信号的传感器接口；

用于传送控制信号至所述至少一个带动力的关节的电源接口；

通信连接至所述传感器接口和所述电源接口的处理器；以及

其上储存有可在处理器上执行的计算机程序的计算机可读介质，所述计算机程序包括多个代码部分，用于：

关于重力向量基于所述传感器接口的所述传感器信号估算与所述外骨骼关联的所述使用者的身体形态；

基于所述形态计算所述至少一个带动力的关节的第一控制转矩，其至少部分地补偿所述使用者的重力动力；

计算所述至少一个带动力的关节的重力能量梯度；

至少基于所述重力能量梯度衰减所述第一控制转矩以产生第二控制转矩；以及

至少部分地基于所述第二控制转矩计算最终控制转矩，以及

配置所述电源接口的所述控制信号从而导致所述最终控制转矩作用在所述至少一个带动力的关节上。

20.根据权利要求19所述的控制系统，其中所述计算机程序还包括用于执行权利要求2至17中任意一种方法的代码部分。

21.一种外骨骼，用于向使用者的至少一个下肢施加力，所述外骨骼包括：

可附装至使用者的髋的髋部；

通过带动力的关节连接至所述髋部并可相对于所述髋部旋转的大腿部分；

多个与所述下肢相关联的传感器；以及

根据权利要求19或20用于控制所述带动力的关节的控制系统。