用于下肢體矯正器的人機界面的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種下肢體矯正控制系統(tǒng)，所述下肢體矯正控制系統(tǒng)：確定用戶所期望的移動，特定來說通過用戶采用示意動作或其它信號來向所述系統(tǒng)傳達或表達其意圖；及自動地調(diào)節(jié)供電式下肢體矯正組件的順序操作。在特定應(yīng)用中，使用支撐腿的定向來確定所述用戶何時希望起始腳步以及所述用戶何時處于從其邁出腳步的安全位置中。本發(fā)明具有供在使得截癱用戶(200)能夠通過耦合到所述用戶的下肢體(205)的人體外骨骼(100)的受控制的操作而行走中使用的特定適用性?？刂破?220)接收關(guān)于所述用戶(200)所期望的運動的輸入，確定所述所期望運動且接著通過將所述外骨骼(100)致動而控制所述用戶的腿部及肢體(205)的移動。
【專利說明】用于下肢體矯正器的人機界面
[0001] 相關(guān)申請案奪叉參考
[0002] 本申請案主張2012年3月22日提出申請的序列號為61/614,255的美國臨時申 請案及2012年3月26日提出申請的序列號為61/615, 584的美國臨時申請案的權(quán)益。

【背景技術(shù)】
[0003] 在醫(yī)學領(lǐng)域中開發(fā)供電式下肢體矯正裝置以允許具有移動性障礙的人行走。所述 裝置必須通過某種智能方法確定用戶何時希望起始腳步。許多供電式矯正裝置當前使用按 鈕輸入或遵循由能夠移動其自身的腿部的用戶起始的運動。然而，在用于癱瘓個人的外骨 骼的情形中，其不能獨立地起始運動。此外，其手可能由于握持拐杖、助行器或其它支撐裝 置而不能按下按鈕。因此，需要一種將自然用戶運動解譯為由供電式矯正器采取的動作的 人機界面（HMI)。此處所揭示的腳步起始及腳步起始訓練的方法經(jīng)開發(fā)以賦予供電式矯正 裝置的用戶在安全地起始腳步時的獨立性。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 本發(fā)明針對于一種系統(tǒng)及方法，下肢體矯正控制系統(tǒng)通過所述系統(tǒng)及方法確定用 戶所期望的移動且自動地調(diào)節(jié)供電式下肢體矯正組件的順序操作，特定來說通過用戶采用 其上半身的示意動作或其它信號來向系統(tǒng)傳達或表達其意圖。進行此以便使得具有行動性 障礙的人們能夠行走以及執(zhí)行涉及腿部移動的其它常見行動性任務(wù)。本發(fā)明具有供在使得 截癱者能夠通過重現(xiàn)自然人體運動的人體外骨骼的受控制的操作而行走中使用的特定適 用性。
[0005] 根據(jù)本發(fā)明，存在其中用戶可通過操縱處于站立階段中的其腿部而傳達或輸入對 其腿部的所期望運動的各種方式?？刂葡到y(tǒng)經(jīng)提供以留意這些輸入，確定所期望運動且接 著通過將耦合到用戶的下肢體的外骨骼致動而控制用戶的腿部的移動。一些實施例涉及監(jiān) 視下腿部（特別是小腿）的角度，以便確定用戶所期望的移動。例如，測量小腿移動的改變 (例如小腿角度、角速度及絕對位置的改變）。這些實施例并非直覺的；可在用戶的腿部耦 合到外骨骼時從其腿部的運動確定其意圖為不明顯的。然而，從基本力學明顯看出，當試用 者通過（舉例來說）推動其拐杖而使裝置移位時，此力將產(chǎn)生運動，尤其是圍繞裝置的下肢 體的運動。在其中裝置為堅硬的（通過力學或主動控制）其它實施例中，仍可在下肢體中觀 察到這些力且可使用這些力來感測意圖。在又一些實施例中，觀察跨越腳部的力的分布的 移動可為充分的；例如，腳趾處的力傳感器與腳后跟處的另一傳感器的比率可提供此信息。 額外實施例包含用于唯一地適于外骨骼應(yīng)用的新穎傳感器系統(tǒng)的設(shè)計。
[0006] -般來說，此處揭示一種系統(tǒng)，其通過跟蹤所述系統(tǒng)的當前及過去狀態(tài)且使用各 種規(guī)則做出關(guān)于哪一新狀態(tài)為合意的決策而確定所期望移動且自動地調(diào)節(jié)供電式下肢體 矯正組件的順序操作。然而，連同圖式一起從各種優(yōu)選實施例的以下實施方式本發(fā)明的額 外目標、特征及優(yōu)點將變得顯而易見，其中在數(shù)個圖式中相同元件符號指代對應(yīng)部件。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0007] 圖1是耦合到外骨骼的殘疾人的示意性側(cè)視圖；
[0008] 圖2示意性地圖解說明具有兩個狀態(tài)的簡單狀態(tài)機；
[0009] 圖3示意性地圖解說明具有更多狀態(tài)的狀態(tài)機；
[0010] 圖4圖解說明小腿的角定向慣例；
[0011] 圖5表不具有一個腿部的實施例；
[0012] 圖6表示從本發(fā)明搜集的實驗數(shù)據(jù)；
[0013] 圖7a示意性地表示外骨骼腳部的輪廓；
[0014] 圖7b示意性地表示具有力分布的外骨骼腳部的輪廓；
[0015] 圖8是處于不安全條件中的腿部的圖解說明；
[0016] 圖9a是直接控制邁步的裝置用戶的圖解說明；
[0017] 圖9b是直接控制邁步的裝置操作者的圖解說明；
[0018] 圖10示意性地表示具有移動壓力中心的外骨骼腳部的輪廓；
[0019] 圖11是與彈性外殼介接且含有電子壓力傳感器的外骨骼腳部的圖解說明；
[0020] 圖12a示意性地表示具有新穎壓力中心及力傳感器的外骨骼腳部的輪廓；及
[0021] 圖12b示意性地表示來自圖12a的兩個電極及其間的靈敏度區(qū)域。

【具體實施方式】
[0022] 連同提供用戶的行走運動的供電式矯正裝置一起使用本發(fā)明。人體外骨骼為供電 式矯正裝置的一個實例。在圖1中，展示供電式下肢體矯正器，其在此情形中為具有可結(jié)合 拐杖102使用的腰部或主干部分210及下腿部支撐件212的外骨骼100。用戶200展示為 具有下肢體205。以此項技術(shù)中已知的方式，主干部分210可配置以耦合到人200的上半 身（未單獨標記），腿部支撐件212可配置以耦合到人200的下肢體205及致動器，所述致 動器類屬地指示于225處但實際上以此項技術(shù)中眾所周知的方式插入于腿部支撐件212的 部分之間以及腿部支撐件212與主干部分210之間，以便使腿部支撐件212相對于主干部 分210移位以使得人200的下肢體205能夠移動。在一些實施例中，外骨骼100可包含構(gòu) 成腿部支撐件212的小腿311及大腿315。為了簡化，腿部212將有時稱為具有接近于軀干 的近端（通常為腿部212連接到主干部分210的地方）及遠離軀干的遠端。圖1進一步包 含具有垂直、前向及橫向軸的坐標系統(tǒng)。在論述的過程中，將提及主要解剖平面且就這些相 同軸來理解：
[0023] ?矢狀平面為正交于橫向軸105的平面
[0024] ?冠狀平面為正交于垂直軸104的平面
[0025] ?前向平面為正交于前向軸106的平面
[0026] 圖1還展示可用于建立外骨骼的定向的多個傳感器。在此處，定向應(yīng)理解為包含 多達外骨骼在全部六個空間軸（三個線性軸及三個旋轉(zhuǎn)軸）上的位置、外骨骼部件在線性 及角空間中的相對位置及可能裝置的聯(lián)動件之間以及與環(huán)境的相互作用力。慣性測量單元 (MU)可耦合到腿部支撐件212。慣性測量單元通常由加速計及陀螺儀以及有時磁力計組 成；在許多現(xiàn)代傳感器中，這些裝置為具有在一或多個微芯片上的全部三個正交軸上的測 量的MEMS (微機電系統(tǒng)）。MU的行為是此項技術(shù)中眾所理解的（MU用于從導彈制導到機 器人學到手機到業(yè)余愛好者的玩具的應(yīng)用）；其通常提供相對于重力的角定向的測量以及 相對于地球及線性加速的角速度的測量，其全部在三個軸上。
[0027] 雖然N+1個IMU將足以完全界定N自由度裝置（取決于帶寬需要）的行為，但使 用測量兩個旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)之間的相對運動的傳感器通常為方便的；此類傳感器展示于右膝及左 膝以及髖關(guān)節(jié)245及250上，且包含但不限于編碼器、電位計及LVDT。這些傳感器可用于通 過幾何模型確定定向或用于確定關(guān)節(jié)之間的橫向及垂直距離。此外，圖1展示具有腳部318 及安裝于腳部與地面（有時稱為支撐表面）之間的地面接觸傳感器的外骨骼；這些傳感器 幫助外骨骼理解其何時與地面接觸（通常稱為行走的站立階段），但并非在所有實施例中 為嚴格必要的。在一些實施例中，這些地面接觸傳感器可簡單地為二進制開關(guān)，在其它實施 例中，其可為能夠解析作用于腳部上的力的力傳感器，且在又一些實施例中，其可解析跨越 腳部的力的分布以及力的等級。
[0028] 在一些實施例中，估計人、外骨骼或其某一部件的速度可為合意的。一般來說，存 在直接產(chǎn)生速度讀數(shù)的一些類型的傳感器（例如及上文所提及的陀螺儀）。如果位置測量 具有充分分辨率或所得速度測量的帶寬充分慢，那么還可能直接區(qū)別位置傳感器讀數(shù)或從 多個傳感器估計的位置的改變。一旦建立局部旋轉(zhuǎn)速度，便可將所述速度在幾何上相加以 導出運動鏈中的下一連桿的角速度，或者如果已知所述旋轉(zhuǎn)圍繞其發(fā)生的位置，那么可將 所述速度解析為線性速度（舉例來說，如果已知腳部穩(wěn)固地站在地面上，那么可從小腿角 速度導出膝關(guān)節(jié)的線性速度）。如果還已知連桿相對于重力的角定向，那么可將所述速度解 析為垂直與水平分量。這些技術(shù)是此項技術(shù)中眾所理解的且此處僅重復(fù)以供參考。
[0029] 本發(fā)明具有三個主要方面。第一方面為用戶基于其下肢體角度獨立地起始腳步的 能力。第二方面為在使用期間對用戶及/或操作者的關(guān)于腳步的時序的反饋。這兩個選項 可獨立地或同時使用以在用戶自動地邁步時將反饋給予用戶。且第三方面為給佩戴外骨骼 的人或幫助外骨骼提供手動地起始腳步同時提供不允許其在邁出腳步將不安全時起始腳 步的安全性限制的能力。
[0030] 基于下肢體定向的腳步起始
[0031] 針對行走外骨骼，用以起始動作的方法已成為眾多研究的主題。盡管他人已提出 軀干運動、舌頭運動或基于傳感器/示意動作的系統(tǒng)，但基本原理為確定用戶何時期望邁 出腳步且起始所述跨步。本發(fā)明利用支撐腿的定向來確定用戶何時希望起始腳步以及用戶 何時處于從其邁出腳步的安全位置中。
[0032] 在此點處，將就確定系統(tǒng)將如何表現(xiàn)的有限狀態(tài)機論述控制實施方案?？刂破?20 的狀態(tài)機控制外骨骼1〇〇何時在兩個狀態(tài)之間切換。圖2中圖解說明此非常簡單狀態(tài)機， 其中301表示第一狀態(tài)，302表示第二狀態(tài)，且路徑303及304表示所述狀態(tài)之間的轉(zhuǎn)變。
[0033] 狀態(tài)機的其它實施例允許將行走劃分成更多狀態(tài)。一種此類布置采用添加如圖3 中所展示的兩個雙腿站立狀態(tài)。這些狀態(tài)指示于405及406處且在兩個腳部均在地面上時 發(fā)生，且所述兩個狀態(tài)區(qū)分哪一腿部在前面。此外，如圖4中所展示，狀態(tài)機以拐杖定向的 形式添加用戶輸入。在此實施例中，僅在用戶已指示其想要邁出腳步時輸入右腿擺動狀態(tài) 401及左腿擺動狀態(tài)402,如分別由轉(zhuǎn)變407及408表示。注意左腿及右腿可使用為了安全 性而檢查另一腿部狀態(tài)作為其在狀態(tài)之間轉(zhuǎn)變的條件的一部分的獨立狀態(tài)機為重要的。此 將產(chǎn)生與單個狀態(tài)機相同的結(jié)果。
[0034] 為了簡化，典型步態(tài)循環(huán)并入以下步驟。在狀態(tài)405中開始，用戶經(jīng)由右腿向前移 動且通過下文方法觸發(fā)轉(zhuǎn)變408。此后，輸入其中將左腿向前擺動的狀態(tài)402。當左腿接觸 地面時，輸入狀態(tài)406。在狀態(tài)406期間，機器可在兩個腳部均在地面上的情況下做出某種 運動以保存前向動量。接著，用戶指示轉(zhuǎn)變?yōu)橥ㄟ^下文方法邁出右腳步407。接著，機器輸 入狀態(tài)401且將右腿向前擺動。當右腿接觸地面時，機器輸入狀態(tài)405。繼續(xù)此模式產(chǎn)生前 向行進。明顯地，模擬狀態(tài)機可通過在拐杖運動方向相反時使擺腿運動的方向相反而實現(xiàn) 后向行進。
[0035] 在此點處，應(yīng)注意，可將站立階段劃分成兩個或兩個以上狀態(tài)，例如涵蓋腳踵著地 與早站立的狀態(tài)及涵蓋晚站立與推進的狀態(tài)。此外，這些狀態(tài)中的每一者可具有子狀態(tài)，例 如作為總體擺動的一部分的彎曲與伸展。
[0036] 使用像狀態(tài)機一樣操作的程序?qū)ρb置在由截癱者使用時的安全性具有重要影響， 這是因為其確保裝置通過等待來自用戶的用以改變狀態(tài)的適當輸入而從一個安全狀態(tài)前 進到另一安全狀態(tài)且接著僅轉(zhuǎn)變到為機器已請求或用戶試圖請求的所有狀態(tài)的小的子集 的適當狀態(tài)。此大大地減少可做出的可能狀態(tài)轉(zhuǎn)變的數(shù)目且使行為更具確定性。舉例來 說，如果系統(tǒng)使一個腳部向前擺動（例如在圖3的狀態(tài)401中），那么系統(tǒng)正尋找將告訴其 何時停止將所述腳部向前移動的輸入（且轉(zhuǎn)變到雙腿站立狀態(tài)（例如405))而不是尋找或 接受將告訴其抬高另一腳部的輸入（例如直接移動到狀態(tài)402)。
[0037] 從任一狀態(tài)，用戶或操作者可指示返回到站立不動狀態(tài)的意愿。此使雙腿挺直且 使軀干保持堅直。此狀態(tài)可為坐下的前兆或可簡單地用于休息或重新定位。
[0038] 小腿角度定向
[0039] 發(fā)現(xiàn)所期望腳步的一個可靠指示為在雙腿站立期間前腿相對于地面的小腿角度。 圖4展示具有腿部支撐小腿311的人體外骨骼100的腿部支撐件212。相對于重力向量的 腿部支撐小腿角度指示于312處。
[0040] 小腿角度為用戶何時準備邁出腳步的一貫指示符；因此，在本發(fā)明的一個實施例 中，當前腿（在雙腿站立期間）的腿部支撐小腿301充分向前傾斜時，此指示邁出腳步的意 愿且供電式矯正器控制器起始腳步。所屬領(lǐng)域的技術(shù)人員將注意，存在用以測量相對于地 面的腿部支撐小腿角度的許多方式。一個實例為其內(nèi)安裝有慣性測量單元（IMU)的外骨骼 小腿301。在此情形中，此腿部支撐小腿MU將為圖1中所展示的傳感器215且其將向控 制器220提供信號。當腿部支撐小腿角度312達到預(yù)定角度時，控制器220將指導致動器 225借助后面的腿部支撐件（即，另一腿部支撐件）邁出前向腳步。
[0041] 圖6展示將小腿的角度與由裝置的有技術(shù)的操作者進行的手動腳步起始進行比 較的數(shù)據(jù)的實例。從所述數(shù)據(jù)清楚，小腿角度為用以指示裝置何時應(yīng)觸發(fā)腳步的可重復(fù)度 量。
[0042] 在其中裝置腿部到達地面的另一實施例中，不使用IMU，但替代地將角度測量傳感 器放置于裝置的腳踝上。在此實施例中，所述角度傳感器可為編碼器、電位計或此項技術(shù)中 眾所周知的若干種角位移傳感器中的任一者?？刂破鹘又褂媚_踝角度來估計小腿相對于 局部地勢的角度。地面相對于水平面的平均局部角度通常稱為地勢的坡度或地面的坡度 (在許多情形（例如輪椅坡道）中，坡度可在整個表面上為恒定的）。在坡度為零（即，地 面為平坦的）的情況下，此實施例將產(chǎn)生與基于MU的實施例相同的腳步起始。然而，當坡 度不為零時，可需要控制器來估計由于坡度導致的腳踝角度測量的改變并進行校正。在一 些實施例中，還可使用坡度的估計來修改裝置行為。作為此實施例的伸展，如果使用地面接 觸傳感器來在記錄腳踝角度時確定腳部為平坦的，那么裝置可更好地估計真實小腿角度。
[0043] 確定腿部支撐小腿角度的方法的另一實例為具有安裝到裝置上的另一連桿上的 MU且具有測量連桿之間的關(guān)節(jié)角度的傳感器。接著，可使用MU來確定MU安裝于其中的 連桿相對于重力的定向。接著，可使用在小腿連桿301與和MU的連桿之間的已知關(guān)節(jié)角 度計算腿部支撐小腿角度302。存在且還可采用用以測量相對于重力的角度的若干種其它 方式（除MU外）。
[0044] 目前所論述的本發(fā)明的此實施例在膝彎曲角度較小的情況下最容易工作。第二實 施例僅考慮支撐腿（在雙腿站立期間的前腿）的大腿角度來確定用戶正指示前向腳步為合 意的。以類似方式，針對大腿角度設(shè)定確定人向前移位且準備邁出腳步的閾值。
[0045] 第三實施例為考慮由髖部及支撐腿的腳踝形成的線；此實施例還幫助膝彎曲角度 較小的情況。外骨骼將在所述線的角度超過閾值時轉(zhuǎn)變到對應(yīng)于邁出腳步（例如，圖3中 的右腿擺動狀態(tài)401)的狀態(tài)中。等效地，外骨骼控制器可將髖部-腳踝線分解成前向與橫 向分量且僅在前向分量及橫向分量超過相應(yīng)閾值時轉(zhuǎn)變到邁步。
[0046] 這些額外實施例也可全部通過利用關(guān)節(jié)的全局位置而實現(xiàn)。髖關(guān)節(jié)位置可經(jīng)計算 以確定髖部的前向位置。膝位置可經(jīng)計算以確定膝是否為向前的。
[0047] 在這些實施例中的任一者中，腿部的角度閾值可由固定角度確定或可取決于行走 的速度。此允許在較迅速行走中預(yù)期邁步運動，因此考慮到用戶的動量。如果用戶的動量 足以經(jīng)由支撐腿推動其向前，那么用戶將能夠在其重量進一步向后時起始腳步?？砂吹孛?行走速率或支撐腿的速度評判速度。
[0048] 連同這些實施例中的任一者一起或獨立地，可通過壓力或反作用力測量用戶的前 向重量移位。在一個實施例中，還可使用測量腳部壓力或腳部下方的地面反作用力的傳感 器來確定用戶的腿部何時已被加重負。可獨立地或與前向移位測量組合地使用此測量來確 定何時起始腳步。在另一實施例中，可將反作用力測量為支撐腿上的相互作用力，以指示所 述腿部正支承重量。
[0049] 在又一實施例中，測量地面反作用力的傳感器解析處于站立中的腳部下方的所有 反作用力的幾何中心；此點稱作壓力中心。控制器可隨時間跟蹤此壓力中心以形成壓力中 心軌跡且基于壓力中心的前進而將站立階段劃分成一系列狀態(tài)。圖7b示意性地展示強加 于右外骨骼腳部上的壓力中心位置320。壓力中心已進入腳部的前向及橫向部分上的區(qū)域 322。當控制器220接收到已發(fā)生此情況的信號時，所述控制器將使另一腿部（左腿）轉(zhuǎn)變 到圖3中的擺動狀態(tài)402中。圖7a圖解說明解剖術(shù)語中間325及橫向324的使用以分別 指示腳部的內(nèi)部及外部。
[0050] 在再一實施例中，具有對應(yīng)于壓力中心的小的改變且形成正邁出腳步的另一腿部 的最精細運動的非常大數(shù)目個狀態(tài)為可能的。在極限的情況下，正邁出腳步（即，進入擺動 階段）的腿部的運動隨處于站立中的腿部的壓力中心而變，使得針對壓力中心320的每一 取樣實際上存在一個狀態(tài)為可能的。在此實施例中，佩戴所述裝置的人將能夠使用拐杖來 向前或向后推動其重量，因此使其壓力中心移動且連續(xù)地控制邁步的腿部的運動。
[0051] 連同這些實施例中的任一者一起，可能實現(xiàn)超出簡單地邁出腳步的操作。舉例來 說，如果佩戴外骨骼100的人為坐著的，那么其可通過推動拐杖或在椅子上推動而用信號 通知站立的意愿，使得小腿311的定向改變且進入對應(yīng)于站立的區(qū)域。作為安全性措施，具 有兩個狀態(tài)（通過外部控制裝置輸入以告訴控制器220聆聽來自人的用以站立的信號的第 一狀態(tài)及在控制器接收到小腿角度已超過設(shè)定閾值時對應(yīng)于站立的第二狀態(tài)）可為必要 的。
[0052] 基于腳部的方法
[0053] 發(fā)現(xiàn)，由于施加于外骨骼腳部上的高剪切力，現(xiàn)有腳部壓力分布傳感器并不理想 地適于外骨骼系統(tǒng)的需要。針對新穎腳部壓力傳感器系統(tǒng)開發(fā)了特別適于供與這些實施例 中的任一者一起使用的設(shè)計。圖11展示其中腳部318與彈性外殼706介接以封圍電子壓 力傳感器705的這些實施例中的一者。發(fā)現(xiàn)，為了使此傳感器對剪切力及外骨骼應(yīng)用的沖 擊負載有穩(wěn)健性，必須維持腳部的上部側(cè)周界703及周界704的下部側(cè)兩者周圍的實質(zhì)上 連續(xù)互鎖關(guān)節(jié)，同時留下用于電子壓力傳感器705的腔。在此配置中，彈性外殼706的壁將 剪切力直接分散到腳部318中同時通過電子壓力傳感器705將法向力傳輸?shù)侥_部318中。 此配置運作良好，這是因為腳部318的頂部側(cè)及底部側(cè)上的兩個壓力分布傳感器允許控制 器125感測人與外骨骼相互作用（在所述傳感器在人與外骨骼腳部318之間的情況下）或 外骨骼與地勢相互作用（在所述傳感器在外骨骼腳部318與地面之間的情況下）。
[0054] 這些新穎壓力分布傳感器雖然為高度穩(wěn)健的，但可由于由應(yīng)用的大的力產(chǎn)生的應(yīng) 力而經(jīng)受校準損失。還觀察到，在此應(yīng)用中，與由人、外骨骼及地勢賦予到腳部上的力相比， 與人的腿部及外骨骼腳部318的質(zhì)量的動態(tài)效應(yīng)實質(zhì)上為可忽略的。額外實施例包含三個 傳感器，即經(jīng)配置以測量腳部318的頂部及底部上的壓力中心的兩個此類新穎壓力分布傳 感器及在腳部318與小腿311之間的一扭矩傳感器。適合于此應(yīng)用的扭矩傳感器為此項技 術(shù)中眾所周知的，這是因為腳部318與小腿311之間的連接為機器設(shè)計中常見的類型的界 面。這些傳感器包含應(yīng)變儀及預(yù)制作的負載單元，且為可容易地獲得且眾所理解的。發(fā)現(xiàn)， 當忽視或補償實質(zhì)上可忽略的動態(tài)效應(yīng)時，此布置允許控制器125使用來自扭矩傳感器的 信息連續(xù)地移除壓力分布傳感器的偏置。
[0055] 通過從以下三個源估計在矢狀平面中圍繞腳部318的扭矩而實現(xiàn)偏置調(diào)整：地 勢，其由腳部318的底部上的壓力中心位置到腳踝關(guān)節(jié)軸的距離測量；人，其由從腳部318 的頂部上的壓力中心到關(guān)節(jié)軸的距離描述；及腳部318到小腿311之間的連接，其由在腳部 318與小腿311之間的連接中的扭矩傳感器描述?；A(chǔ)力學教示從地勢施加于腳部318上 的扭矩必須等于從人施加到腳部318上的扭矩加上從外骨骼施加到腳部318上的扭矩：T t =Tp+Te(再次，由于腳部的相對小的質(zhì)量而忽略腳部的動態(tài)效應(yīng)）。在此實施例中，使用腳 部318的底部上的壓力分布傳感器測量T t，使用腳部318的頂部上的壓力分布傳感器測量 TP，且使用腳部318與小腿311之間的扭矩測量Te。現(xiàn)在過定義所述方程式，且所屬領(lǐng)域的 技術(shù)人員可容易地獲得用以使用更準確傳感器T e從Tt及Tp移除偏置的方法。
[0056] 使用此技術(shù)的額外實施例來減小復(fù)雜性或改進穩(wěn)健性而非通過使用用于Tt、T p及 Te的傳感器系統(tǒng)中的僅兩者的任何組合而改進性能。使用同一方程式Tt = TP+TE，可直接估 計缺失的傳感器的值。此在僅使用Tp及T e時對于估計Tt特別有益。明顯地，在此實施例 中，不可移除壓力分布傳感器之間的任何偏置，但特別是在其中地勢為粗糙的且將壓力傳 感器705安裝于腳部318下面可將其暴露于損壞的應(yīng)用中，此可為可接受的。
[0057] 作為此實施例的伸展，如果扭矩傳感器經(jīng)配置為雙軸力傳感器，那么可關(guān)于軸104 以及軸105應(yīng)用上文所呈現(xiàn)的同一扭矩平衡方程式，使得可估計或校正在正平面中的力矩 以及在矢狀平面中的力矩。此外，如果扭矩傳感器還經(jīng)配置以測量沿著軸106的力，那么可 將所述力求和為F t = FP+FE，從而提供用以在傳感器之間進行校正或使用兩個傳感器來建 構(gòu)全部三個測量的方式。
[0058] 在再一實施例中，圖12a展不適合于確定壓力中心位置的電子壓力傳感器705的 新穎架構(gòu)。此新穎電子壓力傳感器由完全放置于壓阻材料或?qū)拥囊粋?cè)上的兩組的三電極 (電極1A720、電極1B724、電極1C726、電極2A723、電極2B725及電極2C721)構(gòu)成。當將壓 力施加到壓阻材料時，所述材料的電阻局部地減小。通過在兩組電極之間施加電壓電位，控 制器125可測量可通過此項技術(shù)中眾所理解的技術(shù)以電方式測量的電阻的改變。一對給定 電極可測量那些電極的靈敏度區(qū)域中的電阻。應(yīng)理解，靈敏度區(qū)域為大致的且嚴重取決于 所選擇幾何結(jié)構(gòu)，但可以實驗方式表征。圖12b展示兩個電極720及723以及其對應(yīng)靈敏 度區(qū)域718的細節(jié)?？稍趲缀紊嫌嬎闱宜鶎兕I(lǐng)域的技術(shù)人員顯而易見所述靈敏度區(qū)域的重 心717。通過針對每一靈敏度區(qū)域測量起點與區(qū)域重心719之間的距離且測量區(qū)域中的平 均壓力，可確定法向力及壓力中心位置兩者同時實質(zhì)上拒絕不希望的剪切力。用于針對具 有n個區(qū)域的系統(tǒng)做出此確定的方程式為：

【權(quán)利要求】
1. 一種控制供電式下肢體矯正器的方法，所述供電式下肢體矯正器包含外骨豁，所述 外骨骼具有：腰部部分，其可配置以耦合到人的上半身；至少一個腿部支撐件，其可配置以 耦合到所述人的第一下肢體，至少一個致動器，其用于使所述至少一個腿部支撐件相對于 所述腰部部分移位以使得所述人的所述第一下肢體能夠移動；及多個傳感器，其用于監(jiān)視 所述外骨骼，所述方法包括： 監(jiān)視所述外骨骼的第一定向及所述人的第二下肢體的第二定向；及 基于所述第一及第二定向而調(diào)節(jié)所述至少一個致動器的操作，及 從有限多個狀態(tài)建立所述外骨骼的當前狀態(tài)，且基于所述當前狀態(tài)而控制所述至少一 個致動器以致使所述供電式下肢體矯正器遵循共同重現(xiàn)自然人體運動的一系列定向。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述至少一個腿部支撐件包含可以可旋轉(zhuǎn)方式連 接到所述腰部部分的近端及遠端，所述方法進一步包括估計從所述至少一個腿部支撐件的 所述近端到所述遠端的前向及橫向距離，且所述第二定向由從所述近端到所述遠端的所述 水平且橫向距離構(gòu)成。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述 腰部部分的大腿段及以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述大腿段的小腿段，所述方法進一步包括估計 所述小腿段相對于垂直線的角度，其中所述第二定向為所述小腿段相對于垂直線的所述角 度。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述 腰部部分的大腿段及以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述大腿段的小腿段，所述方法進一步包括估計 所述小腿段相對于地勢的角度，其中所述第二定向為所述小腿段相對于所述地勢的所述角 度。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其進一步包括基于所述地勢的坡度而修改重現(xiàn)人體運 動的所述系列的定向。
6. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括借助于耦合到所述小腿的慣性測量單元 測量所述小腿段相對于重力的絕對角度。
7. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其中所述第二定向由三個讀數(shù)構(gòu)成，所述三個讀數(shù)由 以下各項組成： (1) 以角位移傳感器測量所述小腿段與所述大腿段之間的角位移； (2) 以角位移傳感器測量所述大腿與所述腰部部分之間的角位移；及 (3) 以慣性測量單元測量所述腰部部分相對于重力的角度；及 從所述三個讀數(shù)估計所述小腿相對于重力的所述角度。
8. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括： 將所述小腿的絕對角度分解成在矢狀平面中的矢狀面測量及在冠狀平面中的冠狀面 測量；及 在所述矢狀面測量超過至少矢狀面閾值且所述冠狀面測量超過至少冠狀面閾值時，將 對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
9. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括在所述小腿段相對于重力的所述角度超 過至少一閾值時，將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀 態(tài)。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置以耦合到所述人的 上腿部且以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述腰部部分的大腿連桿，且所述方法進一步包括測量所述 大腿連桿相對于重力的角度，其中所述大腿連桿的所述角度為所述第二定向。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置以在站立階段期間 擱置于支撐表面上的腳部且包含經(jīng)配置以感測分布于所述腳部的底部上的力的壓力中心 的位置的至少一個力分布傳感器，所述方法進一步包括在所述壓力中心進入所規(guī)定區(qū)域 時，將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
12. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置以在所述站立階段 期間擱置于所述支撐表面上的腳部且包含放置于所述腳部與所述人之間的至少一個力分 布傳感器，且所述方法進一步包括測量分布于所述腳部與所述人之間的相互作用力。
13. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述至少一區(qū)域為所述腳部的橫向側(cè)。
14. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述至少一區(qū)域為所述腳部的前橫向部分。
15. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述至少一個力分布傳感器由兩個傳感器組 成，包含經(jīng)配置以估計施加到所述腳部的腳踵的力的腳踵區(qū)傳感器及經(jīng)配置以估計施加到 所述腳部的腳趾的力的腳趾區(qū)傳感器，且其中所述區(qū)域?qū)?yīng)于實質(zhì)上無重負的所述腳踵傳 感器及實質(zhì)上有重負的所述腳趾傳感器。
16. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進一步包括測量所述腿部支撐件的速度且修改所 述所規(guī)定區(qū)域是基于所述速度的測量。
17. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進一步包括： 以相互作用扭矩傳感器測量所述腿部支撐件與所述腳部之間的扭矩； 以第二力分布傳感器測量所述人與所述腳部之間的力分布；及 基于所述相互作用扭矩傳感器估計且校正所述至少一個力分布傳感器及所述第二力 分布傳感器的偏置。
18. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置以在站立階段期間 擱置于支撐表面上的腳部，且測量以下三個元素中的兩者： (1) 以第一傳感器測量分布于所述腳部的底部上的力的壓力中心的位置， (2) 以第二傳感器測量所述腿部支撐件與腳部之間的扭矩，及 (3) 以第三傳感器測量所述人與所述腳部之間的力的壓力中心的位置，所述方法包含 從所述第一、第二及第三傳感器中的相應(yīng)傳感器估計所述三個元素中的非包含元素的測 量。
19. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進一步包括以位于形成于所述腳部的薄表面與和 所述腳部的上部側(cè)及下部側(cè)兩者的周界互鎖且實質(zhì)上封圍所述周界的彈性外殼之間的腔 內(nèi)的電子壓力傳感器測量壓力。
20. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進一步包含兩個腿部支撐件，每一所述腿部支撐件可 以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述腰部部分，包含可以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述腰部部分的大腿段及 可以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述大腿段的小腿段，經(jīng)配置以在站立階段中擱置于支撐表面上， 且包含用于測量所述腿部支撐件與所述支撐表面之間的相互作用力的至少一個力傳感器， 其中所述第二定向為所述小腿段相對于重力的角度，所述方法進一步包括： 在以下兩種情況均發(fā)生時，將所述腿部支撐件中的第一者放置為對應(yīng)于邁出腳步的狀 態(tài)： (1) 所述腿部支撐件中的所述第一者上的相互作用力超過總的相互作用力的預(yù)定百分 比；及 (2) 所述第二定向超過閾值。
21. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其進一步包括： 從所述多個傳感器估計選自由沿著所述腿部支撐件的點的前向速度及所述腿部支撐 件的角速度組成的群組的速度；及 基于所述速度而調(diào)整所述閾值。
22. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括： 將所述第一定向的表示從其邁步的不安全組合的組合記錄為不安全組合；及 在檢測到所述不安全組合中的一者時，不將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件 放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
23. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中所述外骨骼包含第一及第二腿部支撐件，且所 述第一腿部支撐件的所述不安全組合中的至少一者包含所述第二腿部支撐件正處于邁步 的過程中。
24. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中每一所述腿部支撐件包含可以可旋轉(zhuǎn)方式連接 到髖部的大腿段及可以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述大腿段的小腿段，所述方法進一步包括以所 述多個傳感器中的至少一者測量所述小腿段與所述大腿段之間的膝角度，其中所述膝角度 超過組成所述不安全組合中的至少一者的至少一閾值。
25. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其進一步包括在所述小腿段相對于垂直線的所述角 度滿足至少第一閾值時，將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置成對應(yīng)于邁出腳 步的狀態(tài)，其中所述不安全組合中的至少一者包含支撐腿的所述第二定向滿足至少第二閾 值。
26. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其進一步包括從所述多個傳感器估計所述人的速 度，其中所述不安全組合中的至少一者包含所述人的所述速度在可接受范圍以外。
27. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中所述腿部支撐件經(jīng)配置以在所述站立階段期間 擱置于支撐表面上且包含用以指示所述腿部支撐件何時與所述支撐表面接觸的至少一個 接觸傳感器，且其中使用所述外骨骼的所述第一定向確定不安全條件進一步包含來自所述 至少一個接觸傳感器的信息。
28. 根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中所述接觸傳感器為產(chǎn)生表示所述支撐表面與所 述腿部支撐件之間的力的信號的力傳感器。
29. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括在所述小腿段相對于重力的所述角度 超過至少一閾值且所述外骨骼的當前狀態(tài)為坐下時，將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部 支撐件放置成對應(yīng)于站立的狀態(tài)。
30. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括在相對于重力的兩個小腿角度超過至 少一閾值且所述外骨骼的所述當前狀態(tài)為站立時，將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支 撐件放置成對應(yīng)于坐下的狀態(tài)。
31. 根據(jù)權(quán)利要求30所述的方法，其進一步包括： 從所述多個傳感器估計沿著所述腿部支撐件的點的速度及所述腿部支撐件的角速度 中的一者的速度；及 如果所述速度超過至少一閾值，那么不起始坐下運動。
32. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其進一步包括： 監(jiān)視所述外骨骼；及 用信號通知何時將所述矯正器放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
33. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其進一步包括用信號通知所述人何時將所述矯正器 放置成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
34. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，其中以聽覺音調(diào)實現(xiàn)用信號通知。
35. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，其中以觸覺振動實現(xiàn)用信號通知。
36. 根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，其中以視覺提示實現(xiàn)用信號通知。
37. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中所述矯正器包含經(jīng)配置以由第二人手動地致動 的輸入元件，所述方法進一步包括： 手動地接合所述輸入元件以指示起始腳步的意愿； 測量所述矯正器進入對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)與所述輸入元件的接合之間的時間差；及 基于所述時間差而產(chǎn)生所述第二人的熟練度得分。
38. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中所述外骨骼包含經(jīng)配置以在所述人的所述第一 下肢體及對應(yīng)腿部支撐件接觸地面時產(chǎn)生信號的接觸傳感器，所述方法進一步包括： 測量所述信號與所述矯正器進入對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)之間的時間；及 將所述時間與理想時間進行比較；及 產(chǎn)生時間差且基于所述時間差而產(chǎn)生所述人的熟練度得分。
39. 根據(jù)權(quán)利要求38所述的方法，其進一步包括基于所述腿部支撐件的速度而調(diào)整所 述理想時間。
40. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其進一步包括： 測量所述外骨骼與所述地面之間的壓力中心的位置； 計算所述位置在多個樣本上所遵循的平均軌跡； 從所述多個樣本上的所述平均軌跡計算所述位置的變化量；及 基于所述變化量的量值而產(chǎn)生所述人的熟練度得分。
41. 根據(jù)權(quán)利要求40所述的方法，其進一步包括基于所述變化量的至少一閾值而限制 可達到哪些外骨骼狀態(tài)。
42. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其進一步包括： 測量所述腿部支撐件的角速度； 將所述角速度與理想測量進行比較；及 產(chǎn)生速度差且基于所述速度差而產(chǎn)生所述人的熟練度得分。
43. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其進一步包括： 監(jiān)視所述矯正器； 通過將輸入元件手動致動指示使所述外骨骼進入對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)的意愿；及 不進入對應(yīng)于邁出腳步的所述狀態(tài)直到所述第二定向超過至少一閾值。
44. 根據(jù)權(quán)利要求43所述的方法，其中所述人將所述輸入元件手動地致動。
45. -種控制供電式下肢體矯正器的方法，所述供電式下肢體矯正器包含外骨豁，所述 外骨骼具有：腰部部分，其可配置以耦合到人的上半身；兩個腿部支撐件，其可配置以耦合 到所述人的下肢體且進一步經(jīng)配置以在站立階段期間擱置于支撐表面上并且將力矩傳送 到所述支撐表面；至少一個致動器，其用于個別地使所述腿部支撐件相對于所述腰部部分 移位以使得所述人的所述下肢體能夠移動；及多個傳感器，其用于監(jiān)視所述外骨骼，所述方 法包括： 監(jiān)視所述外骨骼的定向，包含估計傳送到所述支撐表面的所述力矩； 針對所述腿部支撐件調(diào)節(jié)所述至少一個致動器的操作； 基于所述定向及所述經(jīng)估計力矩兩者而從有限多個狀態(tài)建立所述供電式下肢體矯正 器的當前狀態(tài)；及 基于所述當前狀態(tài)而控制所述至少一個致動器以致使所述供電式下肢體矯正器遵循 共同重現(xiàn)自然人體運動的一系列定向。
46. 根據(jù)權(quán)利要求45所述的方法，其進一步包括在矢狀平面中測量傳送到所述支撐表 面的所述力矩。
47. 根據(jù)權(quán)利要求45所述的方法，其進一步包括在所述力矩超過至少一閾值時，將所 述矯正器放置為對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
48. -種控制供電式下肢體矯正器的方法，所述供電式下肢體矯正器包含外骨豁，所 述外骨骼具有：腰部部分，其可配置以耦合到人的上半身；兩個腿部支撐件，其可配置以耦 合到所述人的下肢體且進一步經(jīng)配置以在站立階段期間擱置于支撐表面上；至少一個致動 器，其用于使所述腿部支撐件中的每一者相對于所述腰部部分移位以使得所述人的所述下 肢體能夠移動；及多個傳感器，其用于監(jiān)視所述外骨骼，所述方法包括： 監(jiān)視所述外骨骼的定向，包含估計在所述腰部部分與所述腿部支撐件之間的傳送的力 矩； 基于所述定向而針對每一腿部支撐件調(diào)節(jié)所述至少一個致動器的操作；及 基于所述定向及所述經(jīng)估計力矩兩者而從有限多個狀態(tài)建立所述供電式下肢體矯正 器的當前狀態(tài)，且基于所述當前狀態(tài)而控制所述至少一個致動器以致使所述供電式下肢體 矯正器遵循共同重現(xiàn)自然人體運動的一系列定向。
49. 根據(jù)權(quán)利要求48所述的方法，其進一步包括在矢狀平面中測量在所述腰部部分與 所述腿部支撐件之間傳送的所述力矩。
50. 根據(jù)權(quán)利要求49所述的方法，其進一步包括在所述力矩超過至少一閾值時，將所 述矯正器放置為對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
51. -種控制供電式下肢體矯正器的方法，所述供電式下肢體矯正器包含外骨豁，所述 外骨骼具有：腰部部分，其可配置以耦合到人的上半身；兩個腿部支撐件，其可配置以耦合 到所述人的下肢體；及兩個致動器，一個致動器用于使每一腿部支撐件相對于所述腰部部 分移位以使得所述人的所述下肢體能夠移動；及多個傳感器，其用于監(jiān)視所述外骨骼，所述 方法包括： 監(jiān)視所述外骨骼的第一定向及所述腿部支撐件中的每一者的第二定向； 基于所述第一及第二定向而調(diào)節(jié)所述至少一個致動器的操作；及 基于所述第一及第二定向兩者而從有限多個狀態(tài)建立所述供電式下肢體矯正器的當 前狀態(tài)，且基于所述當前狀態(tài)而控制所述至少一個致動器以致使所述供電式下肢體矯正器 遵循共同重現(xiàn)自然人體運動的一系列定向。
52. -種供電式下肢體矯正器，其可配置以耦合到人，所述供電式下肢體矯正器包括： 外骨骼，其包含：腰部部分，其可配置以耦合到所述人的上半身；至少一個腿部支撐 件，其可配置以耦合到所述人的第一下肢體；及至少一個致動器，其用于使所述至少一個腿 部支撐件相對于所述腰部部分移位以使得所述人的所述下肢體能夠移動； 多個傳感器，其用于監(jiān)視所述外骨骼的第一定向，其中所述傳感器中的至少一者為經(jīng) 配置以估計所述人的第二下肢體的第二定向的腿部定向傳感器；及 控制器，其經(jīng)配置以從所述多個傳感器接收信號且調(diào)節(jié)所述至少一個致動器的操作， 所述控制器基于所述第一及第二定向兩者而從有限多個狀態(tài)建立所述供電式下肢體矯正 器的當前狀態(tài)，且基于所述當前狀態(tài)而控制所述至少一個致動器以致使所述供電式下肢體 矯正器遵循共同重現(xiàn)自然人體運動的一系列定向。
53. 根據(jù)權(quán)利要求52所述的供電式下肢體矯正器，其中所述腿部支撐件包含以可旋轉(zhuǎn) 方式連接到所述腰部部分的大腿段及以可旋轉(zhuǎn)方式連接到所述大腿段的小腿段，且其中所 述腿部定向傳感器由耦合到小腿段且經(jīng)配置以測量所述小腿段相對于重力的絕對角度的 慣性測量單元組成。
54. 根據(jù)權(quán)利要求53所述的供電式下肢體矯正器，其中所述腿部定向傳感器包含： (1) 第一角位移傳感器，其經(jīng)配置以測量所述小腿段與所述大腿段之間的角位移； (2) 第二角位移傳感器，其經(jīng)配置以測量所述大腿段與所述腰部部分之間的角位移； 及 (3) 慣性測量單元，其經(jīng)配置以測量所述腰部部分相對于重力的角度。
55. 根據(jù)權(quán)利要求53所述的供電式下肢體矯正器，其中在所述小腿相對于重力的所述 絕對角度超過至少一閾值時，所述控制器將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置 成對應(yīng)于邁出腳步的狀態(tài)。
56. 根據(jù)權(quán)利要求52所述的供電式下肢體矯正器，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置以 在站立階段期間擱置于支撐表面上的腳部且包含經(jīng)配置以感測分布于所述腳部的底部上 的力的壓力中心的位置的至少一個力分布傳感器，且其中所述控制器經(jīng)配置以在所述壓力 中心進入所規(guī)定區(qū)域時將對應(yīng)于所述第一下肢體的所述腿部支撐件放置成對應(yīng)于邁出腳 步的狀態(tài)。
57. 根據(jù)權(quán)利要求56所述的供電式下肢體矯正器，其中所述至少一個力分布傳感器包 含經(jīng)配置以感測施加到所述腳部的腳踵的力的腳踵區(qū)傳感器及經(jīng)配置以感測施加到所述 腳部的腳趾的力的腳趾區(qū)傳感器。
58. 根據(jù)權(quán)利要求52所述的供電式下肢體矯正器，其中所述腿部支撐件包含經(jīng)配置 以在站立階段期間擱置于所述支撐表面上的腳部且所述腳部包含以下三個傳感器中的兩 者： (1) 力分布傳感器，其經(jīng)配置以感測分布于所述腳部的所述底部上的所述力的所述壓 力中心的所述位置； (2) 相互作用扭矩傳感器，其經(jīng)配置以測量在所述腿部支撐件與腳部之間的扭矩；及 (3) 力分布傳感器，其經(jīng)配置以感測所述人與所述腳部之間的力的壓力中心的位置，所 述控制器從兩個所包含傳感器估計所述三個傳感器中的非包含傳感器的測量。
59. 根據(jù)權(quán)利要求56所述的供電式下肢體矯正器，其中所述腳部包含上部側(cè)及下部 偵牝所述力分布傳感器包含：彈性外殼，其與所述腳部互鎖，實質(zhì)上封圍所述上部及下部側(cè) 兩者的周界使得在所述腳部與所述彈性外殼之間形成腔；及電子壓力傳感器組合件，其位 于所述腔內(nèi)。
60. 根據(jù)權(quán)利要求59所述的供電式下肢體矯正器，其中所述電子壓力傳感器組合件包 括： 至少三個電極； 壓阻層；及 電子電路，其包含經(jīng)配置以產(chǎn)生至少指示以下兩者的控制信號的算法：所述彈性外殼 上的力；及所述彈性外殼上的壓力中心位置。
【文檔編號】A61F5/00GK104302251SQ201380015850
【公開日】2015年1月21日 申請日期:2013年3月22日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月22日
【發(fā)明者】凱瑟琳·斯特勞塞爾, 亞當·佐斯, 詹姆斯·亞歷山大·斯特萊克, 庫爾特·里德·阿蒙森 申請人:?？颂K仿生公司