CN102036638B - 通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法 - Google Patents

通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN102036638B
CN102036638B CN200980118437.2A CN200980118437A CN102036638B CN 102036638 B CN102036638 B CN 102036638B CN 200980118437 A CN200980118437 A CN 200980118437A CN 102036638 B CN102036638 B CN 102036638B
Authority
CN
China
Prior art keywords
leg support
torsion
moment
hip
lower limb
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN200980118437.2A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102036638A (zh
Inventor
库尔特·阿蒙森
阿什登·安尔格德
内森·哈丁
荷梅勇·卡札若尼
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of California
Berkeley Bionics
Original Assignee
University of California
Berkeley Bionics
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of California, Berkeley Bionics filed Critical University of California
Publication of CN102036638A publication Critical patent/CN102036638A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102036638B publication Critical patent/CN102036638B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B25—HAND TOOLS; PORTABLE POWER-DRIVEN TOOLS; MANIPULATORS
    • B25J—MANIPULATORS; CHAMBERS PROVIDED WITH MANIPULATION DEVICES
    • B25J9/00—Programme-controlled manipulators
    • B25J9/0006—Exoskeletons, i.e. resembling a human figure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F5/00—Orthopaedic methods or devices for non-surgical treatment of bones or joints; Nursing devices; Anti-rape devices
    • A61F5/01—Orthopaedic devices, e.g. splints, casts or braces
    • A61F5/0102—Orthopaedic devices, e.g. splints, casts or braces specially adapted for correcting deformities of the limbs or for supporting them; Ortheses, e.g. with articulations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H3/00—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about
    • A61H3/008—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about using suspension devices for supporting the body in an upright walking or standing position, e.g. harnesses

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Nursing (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Robotics (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Manipulator (AREA)
  • Rehabilitation Tools (AREA)

Abstract

一种下肢外骨骼(100)，包括：至少一个动力单元(201)；用于搁置在地面(130)上的两个腿部支撑件(101，102)；两个膝关节(107，108)，用于使各自相应的所述腿部支撑件(101，102)的大腿连接件(103，104)和小腿连接件(105，106)之间能够进行弯曲和伸展；可旋转地连接至所述腿部支撑件(101，102)的外骨骼躯干(109)；以及两个髋部执行器(145，146)，用于在所述外骨骼躯干(109)和所述腿部支撑件(101，102)之间产生扭矩。使用时，所述髋部执行器(145，146)在步态站立期产生扭矩，以使所述腿部支撑件(101，102)相对于所述外骨骼躯干(109)向后运动，因而向前推动所述外骨骼躯干(109)。第二扭矩使所述腿部支撑件(101，102)相对于所述外骨骼躯干(109)向前运动、进入步态迈步期。这样就降低了外骨骼(100)穿用者的氧消耗和心率。

Description

通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法
对相关申请的交叉引用
本发明要求美国临时专利申请号为No.6I/071,824，申请日为2008年5月20日，发明名称为“一种稳定行走时使用负载外骨骼而减少氧损耗的装置和方法”的优先权。
有关联邦资助的研发项目的声明
本发明是在政府支助下(美国国防部高级研究计划(DARPA)授权的，合同号为DAAD19-01-1-0509)而进行的。政府享有该发明中的部分权利。
技术领域
本发明涉及下肢外骨骼，更具体地，本发明涉及能减少穿用者的氧消耗和心率的下肢外骨骼。
背景技术
在大多数情况下，当行走或携带重物时，普通人都要消耗大量氧气。当然，人的氧消耗和心率根据体力运动的量而不同。在2007年国际类人机器人杂志，题目为“用于负载增加的准被动式腿部外骨骼”的文章中，作者认为发展了一种准被动式外骨骼，与标准负载背包相比增加了10％的步行运动代谢值(COT)，同时，作者还认为不含有关节弹簧或阻尼开关(零阻尼外骨骼)的相似的外骨骼与标准负载背包相比增加了23％的COT。
现有技术公开的准被动式外骨骼被认为对使用者某些心脏的和其他生理参数造成负面影响。因此，仍然需要一种简单的、易于操作的、快速的、且能实现基本目的的外骨骼装置，尤其是在穿用装置时，能显著降低人的氧消耗和心率的外骨骼装置。
发明内容
上述目的通过一系列可被人穿用的下肢外骨骼的实施例得以实现。下肢外骨骼可以与人连接，所述下肢外骨骼除了其他元件外，还包括：可以与人的下肢连接的两个腿部支撑件；两个膝关节，每个都可以在各自的小腿连接件和大腿连接件之间弯曲和伸展；外骨骼躯干，与人的上身连接，且与腿部支撑件的大腿连接件旋转连接，腿部支撑件和外骨骼躯干之间能够进行弯曲和伸展；两个髋部执行器，其在外骨骼躯干和腿部支撑件之间产生扭矩；和至少一个动力单元，除了其他部件外，所述动力单元可以对髋部执行器提供动力。
在操作中，利用本发明的外骨骼在穿用者步行时降低氧消耗和心率。更具体地，使用者与外骨骼连接，左边和右边(第一和第二)腿部支撑件与穿用者的下肢连接，穿用者的上身与外骨骼躯干连接。当处于步态迈步期的第一腿部支撑件撞击地面，且进入步态站立期时，第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第一单向扭矩，使第一外骨骼腿部相对于外骨骼躯干向后运动。这个第一单向扭矩将外骨骼躯干向前推，直到第二腿部支撑件撞击地面，进入步态站立期。当第二腿部支撑件进入步态站立期，第二腿部支撑件的髋部执行器快速产生第一单向扭矩，第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第二单向扭矩，在一个方向使第一腿部支撑件相对于外骨骼躯干向前运动，直到第一腿部支撑件离开地面，进入步态迈步期。与没有使用外骨骼装置的人相比，使用外骨骼装置的人减少了步行时的能量消耗，从而降低了人的氧消耗和心率。
附图说明
结合以下附图及说明，可以更清楚地了解本发明的其他特征及优点，相同的符号表示相同的元件，有关本发明的附图如下：
图1为本发明所述包括髋部执行器的外骨骼的前视图；
图2为图1所示外骨骼的后视图；
图3为步行周期中图1所示髋部执行器的扭矩曲线图；
图4为步行周期中图1所示髋部执行器的总扭矩图；
图5为髋部伸展运动时人的髋部扭矩(相对于周期时间的百分数的关节运动)图；
图6为本发明动力单元的示意图；
图7为包括流量限制阀的本发明动力单元的示意图；
图8为包括三通阀的本发明动力单元的示意图；
图9为包括与信号处理器联通的站立传感器的本发明外骨骼的透视图；
图10为包括髋部弹性元件的本发明外骨骼的透视图；
图11为包括用于携带后面负载的连接支架的本发明外骨骼的透视图；
图12为包括用于携带前面负载的伸展框架的本发明外骨骼的透视图；
图13为包括髋部外展阻止器的本发明外骨骼的透视图；
图14为包括片簧形式的髋部弹性元件的本发明的外骨骼的透视图；
图15为包括两个髋部弹性元件的本发明的外骨骼的透视图；
图16为包括两个髋部关节的本发明的外骨骼的透视图；
图17为包括背包框架的本发明的外骨骼的透视图；
图18为包括两个髋部弹性元件和外骨骼足部的本发明的外骨骼的透视图；
图19为图18所示外骨骼的局部图，详细展示了大腿关节；
图20为图18所示外骨骼的局部图，详细展示了压缩-延伸装置；
图21为包括鞋的本发明的外骨骼的透视图；
图22为包括鞋垫的本发明的外骨骼的透视图；
图23为包括球窝关节的图18的外骨骼足部的局部图；
图24为包括弹性元件的本发明的外骨骼足部的透视图；
图25为包括外展-内收弹性元件的本发明的外骨骼足部的透视图；
图26为包括小腿旋转关节的本发明的外骨骼足部的透视图；
图27为与本发明外骨骼连接的受试者的氧消耗和不与本发明外骨骼连接的受试者的氧消耗的比较图；
图28为包括连为一体的站立传感器的本发明的外骨骼足部的局部横截面侧视图；
图29为包括力传感器的本发明的外骨骼足部的顶视图；
图30为包括连为一体的站立传感器的本发明的鞋子的局部横截面侧视图；
图31为包括设置有鞋垫的站立传感器的本发明的鞋子的局部横截面侧视图；
图32为包括整合进鞋垫的力传感器的本发明的鞋子的局部横截面侧视图；
图33为处于垂直承载位置的本发明外骨骼的侧视图；
图34为图33所示外骨骼的局部透视图；
图35为包括液压旋转泵的本发明外骨骼足部的透视图；
图36描述了本发明锁闭膝关节的功能；
图37为包括与扭矩发生器平行的膝盖弹性元件的本发明的右边腿部支撑件的侧视图；
图38为包括与扭矩发生器串联的膝盖弹性元件的本发明的右边腿部支撑件的侧视图。
具体实施方式
本发明提供了一种可以减少穿用者氧消耗的外骨骼装置。如图1所示，根据本发明的第一实施例，可被人187穿戴的下肢外骨骼100可以减少穿用者的氧消耗。下肢外骨骼100，除了其他的元件，包括两个腿部支撑件101和102，该腿部支撑件101和102设定为与人的下肢143和144连接，其在步态站立期搁置在支撑件表面(如地面)上。术语“步态站立期”应当理解为：当向下的力施加到使用者的足部和与腿部支撑件101或102相关的腿部，且腿部支撑件101或102与地面接触时，腿部支撑件101或102所处的位置。腿部支撑件包括大腿连接件103和104、以及小腿连接件105和106。在相应的腿部支撑件步态迈步期及步态站立期后期，两个膝关节107和108使在腿部支撑件的小腿连接件和大腿连接件之间发生弯曲和伸展(分别用膝盖弯曲箭头213和膝盖伸展箭头214表示)。术语“步态迈步期”应当理解为当向下的力没有施加到使用者的足部和与腿部支撑件101或102关联的腿部，且腿部支撑件101或102不与支撑件表面(如地面)接触时，腿部支撑件101或102所处的位置。然而，在相应的腿部支撑件步态站立期时，两个膝关节107和108抵抗腿部支撑件的小腿连接件和大腿连接件之间的弯曲。下肢外骨骼100还包括外骨骼躯干109。外骨骼躯干109，除了其他部件外，包括上身结合组件150。外骨骼躯干109通过上身结合组件150与人体的上身149连接。人体上身149的意思是在大腿上的任何部位，包括屁股。上身结合组件150包括一个部件或几个部件的组合，包括但不限于马甲、带子、皮带、肩带、胸带、石膏固定、背带和腰带。外骨骼躯干109在髋部弯曲-伸展关节125和126处与腿部支撑件101和102旋转连接，使腿部支撑件101和102分别绕髋部弯曲-伸展轴151和152而实现髋部弯曲旋转和髋部伸展旋转(分别用髋部伸展箭头215和髋部弯曲箭头216表示)。腿部支撑件101和102通过下肢结合带135和136与人的下肢143和144连接。
如图1所示的实施例中，下肢结合带135和136与大腿连接件103和104连接。如图2所示的实施例中，下肢结合带135和136与小腿连接件105和106连接。在一些实施例中，下肢结合带与大腿连接件和小腿连接件都连接。每个下肢结合带135和136包括一个组件或几个组件的结合，包括但不限于带子、杆、C型支架、阀杆和人造橡胶。在操作中，人187通过上身结合组件150(如图1所示的简单的带子)连接(或穿戴)下肢外骨骼100，且通过下肢结合带135和136与两个腿部支撑件101和102连接。下肢外骨骼100，除了其他元件外，还包括两个髋部执行器145和146，其在外骨骼躯干109和腿部支撑件101和102之间产生扭矩。右边髋部执行器145如图1所示，左边髋部执行器146如图2所示。下肢外骨骼100除了其他元件外，还包括至少一个能提供动力且与髋部执行器145和146连接的动力单元201。在一些实施例中，只有一个动力单元201对髋部执行器145和146提供动力。在一些实施例中，每个髋部执行器接收单个动力单元提供的动力。髋部执行器145和146包括可以提供转矩的任何组件或组件的组合，包括但不限于：电机(包括但不限于AC交流电机、笔刷型DC直流电机、无刷DC电机、电子整流电机ECMs、步进电机)、液动装置、气动装置和其结合。在一些实施例中，髋部执行器145和146由压缩空气提供能量。在一些实施例中，外骨骼躯干109能够支承人187后的后面承重。
当145和146产生适当的扭矩时，下肢外骨骼100可以减少其穿用者的能量支出和氧消耗。通过观察图3可以很好地说明下肢外骨骼100的操作。图3展示了在步行周期中髋部执行器145和146施加到外骨骼躯干109上的扭矩，其中T1和T2分别表示右边腿部支撑件101和左边腿部支撑件102撞击地面130的情况。在操作中，当人187穿戴下肢外骨骼100，右边腿部支撑件101在左边腿部支撑件102之前撞击地面130，且进入步态站立期(即Ti时刻)，动力单元201使右边腿部支撑件101的髋部执行器145产生第一单向扭矩，其作用是使右边腿部支撑件101相对于外骨骼躯干109向后运动，直至处于步态迈步期的左边腿部支撑件102撞击地面130(即T2)。也就是说，由髋部执行器145施加到外骨骼躯干109的第一单向扭矩在时间T1和T2之间是有效的。当右边腿部支撑件101在地面130上时，这个扭矩以往前速度方向推动外骨骼躯干109。第一单向扭矩足够大，就可以减少穿用者的气力，从而减少穿用者的能量支出和氧消耗。T3表示右边腿部支撑件101离开地面130、且进入步态迈步期的时间。T2和T3之间的时间在该发明中被称为双步态站立，这是因为两个腿部支撑件都处于步态站立期。
当左边腿部支撑件102撞击地面130时，动力单元201执行两种操作：1)它使左边腿部支撑件102的髋部执行器146产生相同的第一单向扭矩，其使左边腿部支撑件102相对于外骨骼躯干109向后运动(当左边腿部支撑件102在地面上时，这个扭矩推动外骨骼躯干109向前运动)，2)它促使髋部执行器145产生第二单向扭矩，使右边腿部支撑件102相对于外骨骼躯干109向前运动而起作用。直至右边腿部支撑件101离开地面(即T3)第二单向扭矩都是有效的。T4表示右边腿部支撑件101再次撞击地面130、重新进入步态站立期的时间。在一些实施例中，只有腿部支撑件130与地面130接触的T3之后、T4之前，动力单元使右边腿部支撑件101的髋部执行器145产生迈步扭矩，其作用是以一个方向使所述右边腿部支撑件101相对于外骨骼躯干109向前运动。这个迈步扭矩足够大时就会减少穿用者迈腿时的气力，从而减少穿用者的能量支出和氧损耗。从图3可以看出，髋部执行器146的扭矩与髋部执行器145的扭矩相同，但时间改变了。
由于第二单向扭矩仅在双步态站立期(T2和T3之间)有效，两个髋部执行器145和146在双步态站立期间施加到外骨骼躯干109的总扭矩，与第一单向扭矩和第二单向扭矩的代数相加相等。在本发明的一些实施例中，第二单向扭矩的大小通常比第一单向扭矩的大小要小。这确保了在双步态站立期，髋部执行器145和146施加到外骨骼躯干109的总扭矩为单向的，推动外骨骼躯干109和人187向前。
图4展示了在步行周期中由髋部执行器145和146施加到外骨骼躯干109上的总扭矩。在步行周期中这个扭矩是单向的，其推动外骨骼躯干109和人187向前，使其稳定步行。也就是说，髋部执行器145和146对外骨骼躯干109的扭矩的总和，总是以髋部伸展的方向起作用。这使人187能量支出少。能量支出少使氧消耗少。
在本发明的一些实施例中。髋部执行器145和146对外骨骼躯干109的扭矩总和通常是不变的。在本发明的一些实施例中，髋部执行器145和146对外骨骼躯干109的扭矩总和在任何时候都会下降超过其最大值的50％，优选下降超过最大值的30％。最大值应当理解为：在外骨骼前进过程中的任何时候，髋部执行器145和146施加到外骨骼躯干109的最大扭矩。这确保了使用者可以舒适地行走，而不会有外骨骼躯干109和人上身149的大的扭矩变化。
在本发明的一些实施例中，第二单向扭矩为0。意思是：当腿部支撑件撞击地面，已经在地面上的、相反的腿部支撑件的髋部执行器不再产生扭矩。例如，如果右边腿部支撑件101处于步态站立期，且左边腿部支撑件102撞击地面130，右边腿部支撑件101的髋部执行器145将停止施加扭矩。
在本发明的一些实施例中，第一单向扭矩通常不变，这可以使使用者更舒适。在本发明的一些实施例中，第二单向扭矩通常不变，这可以使使用者更舒适。在本发明的一些实施例中，第一单向扭矩通常在单步态站立期(当只有一个腿部支撑件处于步态站立期时)降低其值，这使使用者更舒适。
需要注意的是，生物力学教导我们，在步态站立期人类髋部扭矩是双向的。图5展示了从以下文献(″Stair ascent and descent at different inclinations″，Robert Riener，Marco Rabuffetti，Carlo Frigo，Gait and Posture，Volume 15，Issue 1，Pages 32-44(February 2002))试验测量的人类髋部扭矩。更具体地，图5阐述了在早期站立期，人类髋部扭矩是正的，但是在步态站立期变为负的，改变了方向。本发明优选提供了一种在步态站立期完全单向的髋部扭矩，其是以经验测定的，以产生减少氧消耗的预期的效果。
在本发明的一些实施例中，在步态迈步期，迈步扭矩为单向的，使腿部支撑件向前迈步。为了节省能量，在本发明的一些实施例中，迈步扭矩为零。
在本发明的一些实施例中，迈步扭矩与迈步的腿部支撑件的角速度(相对于外骨骼躯干109或地面130)成比例的，且以增加迈步的腿部支撑件的角速度的方向起作用。一般来说，如果腿部支撑件101处于步态迈步期，迈步扭矩可能通过以下各项的总和而产生，包括：在增加腿部支撑件101的角速度的方向，与腿部支撑件101的角速度成比例的扭矩；在增加腿部支撑件101的角加速度(相对于外骨骼躯干109或地面130)的方向，与腿部支撑件101的角加速度成比例的扭矩；与腿部支撑件101的髋部角度的正弦成比例的扭矩，其是以抵消由于重力而施加在腿部支撑件101上的扭矩的方向而起作用的。例如，如果腿部支撑件101的髋部执行器145产生迈步扭矩，其包括与腿部支撑件101的髋部角度的正弦成比例的扭矩，且是以抵消由于重力而施加在腿部支撑件101上的扭矩的方向而起作用的，然后，穿用者施加少量扭矩或不用施加扭矩到腿部支撑件101，而在静态意义上升高外骨骼腿部101。在另一个相似例子中，如果腿部支撑件101的髋部执行器145产生迈步扭矩，其是以增加腿部支撑件101的角加速度的方向，与腿部支撑件101的角加速度(相对于外骨骼躯干109或地面130)成比例的扭矩，然后腿部支撑件101的有效惯性减小了，且腿部支撑件101变得更容易加速(感觉变轻)，这在当迈步的腿必须快速加速的迈步早期尤其有利。当然，如果测量法和扭矩之间的比例常数选择太大，处于步态迈步期的腿部支撑件101变得不稳。在实际中，最好试验测定合适的比例常数。
在本发明的一些实施例中，迈步扭矩的大小通常在迈步周期后减小，以使腿在迈步末期自然减速。迈步周期应当理解为：腿处于步态迈步期，以迈步早期开始、经过迈步的中间点、以迈步后期终止的时间。在本发明的一些实施例中，迈步扭矩在迈步后期接近为零。在本发明的一些实施例中，迈步扭矩的大小经过迈步周期后减小，直到在迈步后期转变方向。
在本发明的一些实施例中，当右边腿部支撑件101处于单步态站立期(即左边腿部支撑件处于步态迈步期)，第一单向扭矩可能为包括与腿部支撑件102的髋部执行器146产生的迈步扭矩的负数成比例的成分的总和；在一些实施例中，这个成分与腿部支撑件102的髋部执行器146产生的迈步扭矩的负数相等。
在本发明的一些实施例中，每个髋部执行器145和146包括液压髋部执行器。在这些实施例中，至少有一个动力单元201向髋部执行器145和146提供水能。在一些实施例中，只有一个动力单元201向髋部执行器145和146提供水能。在一些实施例中，每个液压髋部执行器从单个动力单元中获得水能。在一些实施例中，动力单元201，如图6所示，除了其他元件外，包括至少一个液压回路194，该液压回路194与至少一个液压髋部执行器145和146连接，且调节水流流入或流出液压髋部执行器145和146。在一些实施例中，液压髋部执行器145和146为活塞式液压缸。在一些实施例中，液压髋部执行器145和146为旋转叶片式液压执行器。如图6所示的实施例中，液压回路194，除了其他元件外，包括与电机241连接的液压泵240。
通过控制电机241，图3的扭矩曲线可以应用于髋部执行器145和146。由于扭矩是液压和髋部执行器几何学的函数，髋部执行器扭矩可以通过在电机241上设立闭合控制环而得以控制，而闭合控制环的设立是通过测定液压作为反馈变量而实现的。在一些实施例中，髋部执行器扭矩可以通过在电机241上设立闭合控制环而得以控制遵循图3所示的轨道，而闭合控制环的设立是通过测定髋部执行器扭矩或扭力作为反馈变量而实现的。
如图7所示的实施例中，液压回路194，除了其他元件之外，还包括水流调节控制阀200，其可以使在液压泵240周围的液压右边髋部执行器145的水流改道。在操作中，当液压泵240使用时，水流调节控制阀200就关闭。在操作中，当有必要减少能量消耗时，电机241就不会供能。在那种情况下，水流调节控制阀200将会被打开，这样不供能的电机241和泵240将不会阻止右边髋部执行器145的运动。
如图8所示的实施例中，液压回路194，除了其他元件之外，还包括三通阀242。在操作中，当动力单元201对右边髋部执行器145提供水能时，三通阀242将液压右边髋部执行器145与液压泵240连接。在操作中，当有必要减少能量消耗时，电机241就不会供能。在那种情况下，三通阀242将会使在液压泵240周围的液压右边髋部执行器145的水流改道，这样不供能的电机241和泵240将不会阻止右边髋部执行器145的运动。
液压髋部执行器145和146包括任何可以将加压水流转化为力或扭矩的液压调节器或液压调节器的组合。液压调节器包括但不限于：线性活塞式液压缸、旋转液压调节器、齿轮齿条型旋转调节器和旋转叶片式液压执行器，通过推挤运动表面，加压水流产生力或扭矩。水流调节控制阀200包括任何可以起控制作用的阀或阀的组合。水流调节控制阀200包括但不限于：流量限制阀、压力控制阀、针叶控制阀、电磁阀和双位阀。
液压泵240包括任何可以起控制作用的泵或泵组合。泵240包括但不限于：齿轮泵、叶轮泵、轴向活塞泵和径向活塞泵。
电机241包括任何可以驱动液压泵240的装置和装置的组合。电机241包括但不限于：AC(交流)电机、笔刷型DC(直流)电机、无刷DC电机、电子整流发电机(ECMs)、步进电机和其组合。尽管我们说电机241转动液压泵240，本领域技术人员应该知道电机241和液压泵240可以有其他无旋结合的形式，例如线性往复电机。
在本发明的一些实施例中，下肢外骨骼100至少包括一个可以控制髋部执行器145和146的信号处理器159。信号处理器159包括选自以下类似装置的元件或元件的组合：模拟计算模块；数位元件，包括但不限于：小规模，中规模和大规模集成电路，特殊领域集成电路，编程门数组，编程逻辑数组；机电数组，固态开关，MOSFET开关和数位计算模块包括但不限于：微电脑、微处理器、微控制器、编程逻辑控制器。在操作中，为了降低穿用者的氧消耗，信号处理器159估计如图3所示的扭矩曲线。然后这个扭矩由髋部执行器145和146在其各自的步态站立期产生。
在一些髋部执行器145和146为液压调节器的实施例中，由电机241控制的信号处理器159为髋部执行器145和146估计扭矩曲线(如图3所示)。由于扭矩是液压和髋部执行器几何学的函数，如图8所示的实施例中，髋部执行器扭矩可以通过在电机241上引起闭合控制环(测定液压作为反馈变量)而得以控制。压力传感器236测定水流的压力，信号处理器159确保压力调整至预期值。在一些实施例中，可以控制髋部执行器扭矩以遵循图3的结构，这是通过测定髋部执行器扭矩或力作为反馈变量，而在电机241上引起闭合控制环而实现的。
在一些实施例中，信号处理器159安装在外骨骼躯干109上。在另一些实施例中，信号处理器159位于动力单元201内。信号处理器159可以为由液压或气压回路组成的简单的机械装置，或其也可以包括电子元件。
如图9所示的实施例中，下肢外骨骼100的每个腿部支撑件至少包括一个站立传感器，其产生站立信号，提示腿部支撑件是否处于步态站立期。例如，腿部支撑件101包括站立传感器160，其产生站立信号219。站立信号219提示腿部支撑件101是否处于步态站立期。同样地，在图6所示的实施例中，腿部支撑件102包括站立传感器161，其产生站立信号220。站立信号220提示腿部支撑件102是否处于步态站立期。在一些实施例中，站立传感器160和161分别与小腿连接件腿部支撑件101和102连接。在操作中，信号处理器159根据图3的形状估计扭矩曲线，这取决于站立信号219和220提示腿部支撑件101和102是处于步态站立期还是步态迈步期。在一些实施例中，站立传感器160和161位于人类鞋子(或靴子)鞋底内。在一些实施例中，站立传感器160和161位于人类鞋子(或靴子)内。在一些实施例中，站立传感器160和161与人类鞋子或靴子底部连接。
更进一步地，观察图1所示的外骨骼的几何学，外骨骼躯干109，加上其他的元件，包括两个髋部连接件114和115，其与髋部弯曲-伸展关节125和126处的大腿连接件103和104旋转连接，使腿部支撑件101和102分别绕髋部弯曲-伸展轴151和152弯曲和伸展。在一些实施例中，髋部连接件114和115在髋部外展-内收关节113彼此旋转连接，使腿部支撑件101和102外展和/或内收。腿部支撑件101和102的外展和内收分别用箭头217和218表示。
图10所示为本发明的另一个实施例，其中外骨骼躯干109还包括髋部弹性元件116，其在髋部连接件114和115之间施加扭矩。髋部弹性元件116包括但不限于人造橡胶、橡皮拉力器、弹簧索和其组合。髋部弹性元件116的硬度应当为其力可以支撑住步态迈步期的腿部支撑件101或102的重量。
在一些实施例中，外骨骼躯干109为可以支撑人187后的后面负载118。图11为透视图，其中外骨骼躯干109除了其他元件外，还包括连接支架117，其可以将后面负载118的重量转移至外骨骼躯干109。
如图12所示的实施例中，连接支架117还包括延伸框架119和120，用于支撑人187前的前面负载154。后面负载118和前面负载154包括但不限于：背包、童车、食品容器、麻布袋、箱子、水壶、工具箱、桶、弹药、武器、被褥、急救设备、高尔夫包、邮件袋、相机、一般设备、吹风机、压缩机、电机和其组合。在一些实施例中，后面负载118和/或前面负载154可以为人187携带的另一个人。在一些实施例中，外骨骼躯干109通过人体上身结合组件150支撑人187的一部分重量。
如图13所示的实施例中，还包括髋部外展阻止器211，其限制或阻止髋部连接件114和115相对于彼此外展。如图13所示的实施例中，髋部外展阻止器211利用钢缆制备而成。钢缆髋部外展阻止器211阻止腿部支撑件101和102外展超过一定角度，但是允许腿部支撑件101和102的外展。
图14所示为另一个实施例的透视图，其中外骨骼躯干109包括两个髋部连接件114和115，其与大腿连接件103和104旋转连接，使腿部支撑件101和102相对于外骨骼躯干109弯曲和伸展，其中髋部连接件114和115彼此连接，使腿部支撑件101和102外展和/或内收。如图14所示的实施例中，这是通过片簧作为髋部弹性元件153而实现的。
图15所示为另一个实施例的透视图，其中外骨骼躯干109，除了其他元件外，还包括连接支架117，用于将后面负载118的重量转移至外骨骼躯干109。外骨骼躯干还包括两个髋部连接件114和115，其与大腿连接件103和104旋转连接，使腿部支撑件101和102相对于外骨骼躯干109弯曲和伸展。髋部连接件114和115通过两个髋部外展-内收关节176和177而与连接支架117旋转连接，绕两个髋部外展-内收轴178和179旋转。在一些实施例中，髋部外展-内收轴178和179通常彼此平行。在一些实施例中，髋部外展-内收关节176和177彼此相同。而且，如图9-12所示的实施例中，髋部外展-内收关节176和177彼此相同，形成髋部外展-内收关节113，而髋部外展-内收轴178和179变为一个髋部外展-内收轴112。
如图16所示的实施例中，外骨骼躯干109还包括髋部外展-内收弹性元件121和122，其对髋部连接件114和115、以及连接支架117之间提供扭矩。髋部外展-内收弹性元件包括但不限于：拉伸弹簧、压缩弹簧、气压弹簧、气垫、橡胶、橡皮拉力器、弹簧索和其组合。髋部外展-内收弹性元件121和122的硬度应当为其力可以在步态迈步期时支撑腿部支撑件101和102的重量，有助于人行走时使负载垂直。
如图17所示的实施例中，髋部连接件114和115与连接支架117连接。在如17所示的实施例中，这是通过髋部弹性元件153(在该实施例中为片簧)而实现的。
如图17所示的实施例中，外骨骼躯干109包括背包框架180，可以使背包与下肢外骨骼100连接。在一些实施例中，背包框架180与连接支架117连接。在该图中，为清楚起见，省略了上身结合组件150(如带子和肩带)；然而，在一些实施例中，上身结合组件150可以与背包框架180或连接支架117连接。
图18为另一个实施例的透视图，其中腿部支撑件101和102还包括大腿外展-内收关节123和124，其使腿部支撑件101和102分别绕外展-内收轴202和203外展和/或内收。在一些实施例中，大腿外展-内收关节123和124位于髋部弯曲-伸展关节125和126之下。这些关节在图19中放大了，其是图18中相同实施例的部分示意图。
如图19所示的实施例中，右边腿部支撑件101包括大腿内收阻止器185，其限制或阻止右边大腿连接件103在大腿外展-内收关节123和124处内收。右边腿部支撑件101的外展和内收分别用箭头227和228表示。在图19所示的实施例中，右边大腿外展-内收关节123包括大腿内收阻止器185，其承载在大腿阻止器表面186上。大腿内收阻止器185限制大腿外展-内收关节123内收。在步态站立期右边大腿外展-内收关节123的自由内收使右边髋部连接件114在站立时沿着箭头204向下运动，从而减少负载。这种大腿外展-内收关节123和124的仅内收关节有利于使人自然蹲坐。在一些实施例中，如图18和19所示，这种内收关节通常位于髋部弯曲-伸展关节125和126之下。
如图18和19所示的实施例中，腿部支撑件101和102还包括腿部旋转关节127和128，使腿部支撑件101和102可以旋转。腿部旋转关节127和128通常位于膝关节107和108之上。线164和165表示腿部旋转关节127和128的腿部旋转轴。图19和20中，这是通过在右边髋部旋转轴166和右边髋部旋转轴颈168之间提供滑动触点而实现的。为简单起见，省略了阻止拉开的关节中的部分，但是本领域技术人员应当知道有很多使轴保留在轴颈中的方法。
如图20所示的实施例中，腿部旋转关节127和128还包括旋转弹性元件129。该旋转弹性元件129作为抗扭弹簧，提供回复扭矩，如图18所示，该回复扭矩使腿部支撑件从伸展位置回复到中间位置。旋转弹性元件129可以用很多方式制备，当使用弹性材料来制备该元件时，如图20所示截面图尤其有利。为利于说明，旋转弹性元件129部分偏离。
如图19和20所示的实施例中，腿部支撑件101和102还包括压缩-延长装置131和132，其可以改变外骨骼躯干109和各自的膝盖弯曲-伸展关节107和108之间的距离。在一些实施例中，压缩-延长装置131和132可以改变髋部弯曲-伸展关节125和126与各自的弯曲-伸展膝关节107和108之间的距离。压缩-延长装置通过使右边髋部旋转轴166滑进右边髋部旋转轴颈(只展示了右边腿部支撑件101)而收缩。腿部旋转弹性元件129可以滑进间隙腔170里。在一些实施例中，压缩-延长装置131和132还包括右边腿部压缩-延长弹性元件133。腿部压缩-延长弹性元件起弹簧的作用，提供回复力，该回复力使腿部支撑件从伸展结构回复到中间结构。在图20所示的实施例中，以螺旋压缩弹簧来说明。
如图18所示的实施例中，外骨骼髋部机械外盖171可以覆盖外骨骼的一些元件，包括部分髋部连接件114和115、髋部弹性元件153或外展-内收髋部弹性元件121和122。
如图18所示的实施例中，腿部支撑件101和102还包括外骨骼足部139和140，其分别与小腿连接件105和106连接，使小腿连接件105和106的力转移至地面。在操作中，外骨骼足部139和140与人187的足部连接。如图18所示的实施例中，与人的足部连接是通过使用蛤壳式固定装置205和206而实现的，这就像有时在现代滑雪鞋上所见。然而，有许多方法可以实现连接，如在不同类型的滑雪橇、滑雪板、滑雪鞋和其他这样的设备中可见。如图21所示的实施例中，外骨骼足部139和140包括外骨骼鞋188和189，由人187穿着，从而使外骨骼足部139和140与人187的足部连接。如图22所示的实施例中，外骨骼足部139和140包括外骨骼鞋垫157和158，可插入到人的鞋内，使外骨骼足部139和140与人187的足部连接。鞋垫157和158是灵活的，从而在人运动如蹲坐时可以与人的足部的弯曲度相配合。而且鞋垫侧面支撑件212可以具有模仿人类足部踝运动的自由度。
如图18所示的实施例中，外骨骼足部139和140与小腿连接件105和106连接。这是利用踝弹性元件181和182实现的。图23展示了右边外骨骼足部139的特写图。在该实施例中，右边踝弹性元件181是由被圆环形橡胶元件230环绕的金属球窝式关节231而构成，其在所有旋转方向都具有可塑性。
在一些实施例中，外骨骼足部139和140绕相对于小腿连接件105和106的两个跖屈-背屈轴旋转。图24为这种外骨骼的实施例，其中右脚踝跖屈-背屈轴172通常与人脚踝的跖屈-背屈轴平行。在一些实施例中，每个腿部支撑件还包括至少一个脚踝跖屈-背屈弹性元件141，可以抵抗每个外骨骼足部绕右脚踝跖屈-背屈轴172的旋转。
在一些实施例中，外骨骼足部139和140绕相对于小腿连接件105和106的两个脚踝外展-内收轴而旋转。图25为这样的外骨骼的实施例，其中右脚踝外展-内收轴174通常与人脚踝的外展-内收轴平行。在一些实施例中，每个腿部支撑件还包括至少一个脚踝外展-内收弹性元件142，可以抵抗右边外骨骼足部139绕右脚踝外展-内收轴174的旋转。
在一些实施例中，外骨骼足部139和140绕相对于小腿连接件105和106的两个脚踝旋转轴而旋转。如图26所示的实施例中，其是利用小腿旋转关节207而实现的，其功能与腿部旋转关节127相似。图26为这样的外骨骼的实施例，其中右脚踝旋转轴147通常与人脚踝的旋转轴平行。在一些实施例中，脚踝处可以包括弹性元件，其可以抵抗右边外骨骼足部139绕右边脚踝旋转轴147的旋转。
代谢试验表明：与不使用外骨骼100来携带重物相比，当使用外骨骼100来携带重物时，氧消耗降低了。图27总结了四次试验。在每个试验中，前面穿着14.3kg的马甲(在外骨骼试验中悬挂在外骨骼上)，外部框架背包上连接有21.1kg的负载(在外骨骼试验中连接在外骨骼100上)，背包的重心位于受试者后背后20cm处。此外，受试者穿戴1.4kg头盔(没有经外骨骼100携带)。每个试验进行10分钟，平均最后两分钟的数据。外骨骼100如前所述产生扭矩曲线。与不使用外骨骼100相比，当使用外骨骼100时每个受试者的代谢率下降14％。
如图28所示的实施例中，站立传感器160和161整合进外骨骼足部139和140内。在图28所示的实施例中，站立传感器160是测定媒介191的压力的压力传感器，位于右边外骨骼足部139内的站立传感器孔洞内。图23所示的实施例中，试管被用作站立传感器孔洞192。在某些情况下，站立信号219和220可以表现为媒介191的形式，在小试管内从站立传感器孔洞192传送站立信号219和220到信号处理器159。
图29为另一个实施例，其中站立传感器160为与右边外骨骼足部139相连的力传感器。在图30所示的实施例中，站立传感器160位于人的鞋内如鞋垫内，其输出的信号表示人足部底的气力。这种类型在本发明图21或22所示的实施例中尤其有利。如图31所示的实施例中，站立传感器160与人鞋底相连，感应人足部底的气力。如图32所示的实施例中，站立传感器160位于人的鞋垫内，感应人足部底的气力。在一些实施例中，站立传感器160和161分别与小腿连接件105和106相连。
站立传感器包括有指示功能的任何传感器或传感器的组合。站立传感器160包括但不限于力传感器、基于应变计的力传感器、压电力传感器、气力感应电阻器、压力传感器、电闸、磁带交换器和其组合。在一些实施例中，站立传感器160为开关，表示存在的力大于人187的足部底的临界力。
图33所示为附加的大腿外展-内收关节235，包含在外骨骼内以使腿部在没有使用外骨骼、但需要携带时，可以放置在垂直位置。右边腿部支撑件101可以沿着附加的右边大腿外展-内收轴237而外展(如图34所示)。这在人187不再携带非常重的负载但需要搬运下肢外骨骼100时是可取的。在那种情况下，操作者可以解开外骨骼的右边腿部支撑件101，朝外迈腿直到右边外骨骼足部139超过操作者的头部。然后通过弯曲右边膝关节107和/或旋转右边腿部旋转关节127，腿部可以装载在操作者的后面，如图33所示。这是可能发生的，因为右边大腿外展-内收关节123和附加的右边大腿外展-内收关节125允许分别绕右边大腿外展-内收轴202和附加的右边大腿外展-内收轴237旋转约90度。因此总的外展超过180度。这可通过一个能够做180°外展-内收运动的大腿外展-内收关节而实现，但是设计这样一个关节会使设计者将关节的枢转点从操作者处向外移动很多，这会导致外骨骼更宽。这是一种不可取的但可行的替代性设计。
在一些实施例中，下肢外骨骼100(如图1所示)包括两个扭矩发生器110和111，其使膝关节107和108在步态迈步期弯曲，阻止膝关节107和108在步态站立期弯曲，从而使下肢外骨骼100承受负载，将负载力(如负载重)转移至地面。
在一些实施例中，扭矩发生器110和111为液压扭矩发生器。这些实施例中，扭矩发生器110和111为活塞式液压缸，其中活塞相对于汽缸的运动产生流入或流出汽缸的液压水流。在操作中，流入或流出汽缸的液压水流可以利用液压阀控制。液压阀的孔径越小，在给定速度下，需要更多的力以使活塞相对于汽缸运动。也就是说，活塞相对于汽缸运动需要的阻尼越大，液压阀孔径尺寸就应当越小。如果液压阀孔径很大，这样只需要小的力量就可以使活塞相对于汽缸运动。在这里，液压扭矩发生器110和111的阻抗定义为需要的力量与频率范围内的速度的比例。根据这个定义，液压阀孔径尺寸越小，液压扭矩发生器的阻抗就越大。
如图35所示的实施例中，扭矩发生器110和111为液压旋转阻尼器，其产生的扭矩可以由液压阀控制。液压阀孔径尺寸越小，在给定的速度下，需要更大的扭矩以使液压旋转阻尼器旋转。也就是说，旋转液压旋转阻尼器需要的阻尼越大，液压阀孔径尺寸就应当越小。在这里，液压旋转阻尼器110和111的阻抗定义为需要的扭矩与频率范围内的角速度的比例。根据这个定义，液压阀孔径尺寸越小，液压旋转阻尼器的阻抗就越大。
在一些实施例中，扭矩发生器110和111为摩擦制动器，其中一个可以通过控制摩擦扭矩而控制膝关节107和108的电阻扭矩。在另一些实施例中，扭矩发生器110和111是基于摩擦制动器的粘性，其中一个可以通过控制液体的粘度而控制膝关节107和108的电阻扭矩。在另一些实施例中，扭矩发生器110和111为磁流变液体设备，其中一个可以通过控制磁流变液体的粘度而控制膝关节107和108的电阻扭矩。本领域技术人员知道上述任意一种设备可以安装在本发明中，以图35所示的液压旋转阻尼器相应的方式运作。
在一些实施例中，信号处理器159用于控制扭矩发生器110和111。信号处理器159控制膝关节107和108弯曲的阻力，就像站立信号219和220的功能。例如，当右边站立传感器160检测到右边腿部支撑件101处于步态站立期时，信号处理器159将增加右边扭矩发生器110的阻尼，这样右边膝关节107抵抗弯曲。相反，当右边站立传感器160检测右边腿部支撑件101处于步态迈步期时，信号处理器159将降低右边扭矩发生器110的阻尼，这样右边膝关节107弯曲不受阻力。同样的，当站立传感器160检测到左边腿部支撑件102处于步态站立期时，信号处理器159将增加左边扭矩发生器111的阻尼，这样左边膝关节108抵抗弯曲。相反，当左边站立传感器161检测左边腿部支撑件102处于步态迈步期时，信号处理器159将降低左边扭矩发生器111的阻尼，这样左边膝关节108弯曲不受阻力。扭矩发生器110和111的大阻尼导致步态站立期膝关节107和108弯曲需要的阻力大。相反，扭矩发生器110和111的小阻尼导致步态迈步期膝关节107和108弯曲需要的阻力小。在一些实施例中，信号处理器159安装在扭矩发生器110和111上。
在实际中，在步态站立期膝关节107和108弯曲需要的阻力不是常数。在一些实施例中，步态站立期初期(站立周期的起始20％)弯曲的阻力可能极高(即膝关节107和108在站立初期是锁定的)。步态站立期中期(站立周期的20％-80％)弯曲的阻力下降，但膝关节107和108还是可以弯曲一定角度。步态站立期末期(站立周期的最后20％)弯曲的阻力很低，但仍为非零，这样膝关节107和108可以弯曲，为步态迈步期做准备。
在一些实施例中，腿部支撑件101和102使膝关节107和108在步态迈步期可以分别弯曲，通过锁定膝盖而抵抗步态站立期膝关节107和108的分别弯曲。图36所示为锁定的膝盖。实际上，图36所示为两种位置的右边腿部支撑件101。更具体地，右边小腿连接件105包括小腿阻止器209，其在膝盖高度伸展时支撑在大腿阻止器210上。处于高度伸展的右边膝关节107的角度用图36A来说明。由于这个角度小于180度，膝关节107或108接近高度伸展时将“过中心”，意味着如果腿部支撑件101或102有压缩负载，膝盖将背着阻止器而锁定，就是如图36中所说明的右边腿部支撑件101的情况。有了这个认识，本领域技术人员知道不同的过中心机制都可用于促使腿部支撑件上的负载向量经过膝关节前面。
在一些实施例中，下肢外骨骼100还包括促使膝关节107和108弯曲的膝盖弹性元件232。这减少了步态迈步期弯曲膝关节107和108所需要的人的力量。在一些实施例，如图37所示，膝盖弹性元件232与扭矩发生器110和111平行。如图38所示的实施例中，膝盖弹性元件232与扭矩发生器110和111串联。在一些实施例中，下肢外骨骼100包括促使膝关节107和108伸展的膝盖弹性元件232。一般来说，根据本发明，有很多方法和位置来安装膝盖弹性元件232以促使膝关节107和108的弯曲和/或伸展。可以知道，膝盖弹性元件232还可以用于图36所示的外骨骼中。
根据试验，本发明的外骨骼显著减少了穿用者的氧消耗。在评价过程中，当使用本发明的外骨骼，以2MPH的速度没有有效负载步行时，使用者的氧消耗减少5-12％。当使用者携带负载时，效果更显著。例如，当使用本发明的外骨骼，2MPH的速度，携带81磅负载时，使用者的氧消耗减少15％。因此，本发明的负载外骨骼使使用者的氧消耗显著减少。尽管描述了不同的模拟实施例，本领域技术人员知道，在任何情况下，对本发明作出的不脱离本发明实质的不同的变化和/或修改，均应当包含在本发明的保护范围内。因此，不同的实施例仅是示例性说明，而非起限制性作用。本发明的保护范围以以下权利要求书为准。

Claims (79)

1.一种下肢外骨骼，该下肢外骨骼可与人连接；所述下肢外骨骼包括：与使用者的上肢连接的外骨骼躯干；第一腿部支撑件和第二腿部支撑件，每个腿部支撑件分别包括可旋转地连接至外骨骼躯干的大腿连接件，其中所述第一腿部支撑件和第二腿部支撑件与使用者的下肢连接，且在步态站立期搁置在地面上，在步态迈步期相对于地面运动；第一髋部执行器和第二髋部执行器，分别在所述外骨骼躯干和所述第一和第二腿部支撑件之间产生扭矩；至少一个动力单元，该动力单元可以为所述髋部执行器提供能量，其中，在稳定行走的每个周期中，所述动力单元以以下方式激活所述髋部执行器：a)当所述第一腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，所述第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第一单向扭矩，使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向后运动，因而向前推动所述外骨骼躯干，直至所述第二腿部支撑件撞击地面时为止，b)当所述第二腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，所述第二腿部支撑件的髋部执行器快速产生所述第一单向扭矩，且所述第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第二单向扭矩，该第二单向扭矩使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干在一个方向上向前运动，直至所述第一腿部支撑件离开地面时为止。
2.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述第二单向扭矩比所述第一单向扭矩小。
3.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述第一单向扭矩为常数。
4.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所示第二单向扭矩为常数。
5.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述第一腿部支撑件离开所述地面并进入步态迈步期时，所述第一腿部支撑件的髋部执行器产生迈步扭矩，以使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向前运动。
6.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩等于所述第二单向扭矩。
7.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，当所述第一腿部支撑件处于步态站立期、且所述第二腿部支撑件处于步态迈步期时，所述第一单向扭矩的值下降。
8.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和总是作用在髋部伸展方向上。
9.根据权利要求8所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和为常数。
10.根据权利要求8所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和在任何时候都不低于其最大值的50%。
11.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和总是作用于髋部伸展方向。
12.根据权利要求11所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和为常数。
13.根据权利要求11所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和在任何时候都不低于其最大值的50%。
14.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述第二单向扭矩为零。
15.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩在步态迈步期是单向的。
16.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩为零。
17.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩的幅度在整个步态迈步期是逐渐减小的。
18.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩等于所述第二单向扭矩。
19.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩以等于所述第二单向扭矩的值开始，然后在整个步态迈步期逐渐减小。
20.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩在步态迈步期的后期接近为零。
21.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩的幅度在整个步态迈步期逐渐减小，直至所述迈步扭矩在步态迈步期的后期改变方向。
22.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的角速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角速度的方向上。
23.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的角速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角速度的方向上。
24.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的角加速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角加速度的方向上。
25.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的角加速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角加速度的方向上。
26.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的髋部角度的正弦值成比例，且该扭矩作用在所述第一腿部支撑件的重力方向的反方向上。
27.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的髋部角度的正弦值成比例，且该扭矩作用在所述第一腿部支撑件的重力方向的反方向上。
28.根据权利要求5所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述第一单向扭矩是与所述腿部支撑件在步态迈步期的所述迈步扭矩的负值成比例的项的总和。
29.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个所述髋部执行器包括液压髋部执行器。
30.根据权利要求28所述的下肢外骨骼，其特征在于，能够提供液压能量的所述动力单元包括至少一个液压回路，且该动力单元还对流入和流出所述液压髋部执行器的液压流体流量进行调节，所述液压回路可连接至至少一个所述液压髋部执行器。
31.根据权利要求28所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器为活塞式液压缸。
32.根据权利要求28所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述髋部执行器为旋转叶片式液压执行器。
33.根据权利要求29所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述液压回路还包括与电机连接的液压泵，其中所述液压泵将液压流体注入所述腿部支撑件的所述液压髋部执行器。
34.根据权利要求33所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述液压回路还包括与所述液压泵连接的液压储油器，且所述液压回路容纳所述液压流体。
35.根据权利要求33所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述液压回路还包括流量限制阀，该流量限制阀能够在所述液压泵未使用时，改变液压流体环绕所述液压泵的流动方向。
36.根据权利要求33所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述液压回路还包括三通阀，当液压泵使用时，所述三通阀将所述液压髋部执行器连接至所述液压泵；否则，当液压泵未使用时，所述三通阀改变液压流体环绕所述液压泵的流动方向。
37.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述外骨骼还包括至少一个信号处理器，所述至少一个信号处理器控制所述髋部执行器。
38.根据权利要求37所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述至少一个信号处理器包括一个元件或多个元件的组合，所述元件选自：模拟装置；模拟计算模块；数字装置，包括但不限于：小规模集成电路、中规模集成电路、大规模集成电路、特定应用集成电路、可编程门阵列和可编程逻辑阵列；数字计算模块，包括但不限于：微型计算机、微处理器、微控制器、可编程逻辑控制器。
39.根据权利要求37所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述信号处理器包括一个元件或多个元件的组合，所述元件选自：机电继电器、固态开关或MOSFET开关。
40.根据权利要求37所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述信号处理器计算所述扭矩曲线。
41.根据权利要求37所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述信号处理器控制处于步态站立期的所述腿部支撑件的髋部执行器，以在每个稳定步行周期确保：a)当第一腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，所述第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第一单向扭矩，使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向后运动，因而向前推动所述外骨骼躯干，直至所述第二腿部支撑件撞击地面时为止，b)当所述第二腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，所述第二腿部支撑件的髋部执行器快速产生所述第一单向扭矩，且所述第一腿部支撑件的髋部执行器快速产生第二单向扭矩，该第二单向扭矩使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向前运动，直至所述第一腿部支撑件离开地面时为止。
42.根据权利要求37所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个腿部支撑件还包括至少一个站立传感器，所述站立传感器产生指示所述腿部支撑件是否处于步态站立期的站立信号，当所述站立信号指示所述腿部支撑件处于步态站立期时，所述信号处理器产生所述扭矩曲线。
43.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个所述腿部支撑件还包括外骨骼足部，所述外骨骼足部与人的各足部和人的各小腿连接件相连，以使来自所述小腿连接件的力转移至地面。
44.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个所述腿部支撑件还包括至少一个站立传感器，所述站立传感器产生站立信号，以指示所述腿部支撑件是否处于步态站立期。
45.根据权利要求44所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述站立传感器与所述腿部支撑件的小腿连接件连接。
46.根据权利要求44所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述站立传感器位于人的鞋内。
47.根据权利要求44所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述站立传感器位于人的鞋底内。
48.根据权利要求44所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述站立传感器与人的鞋的底部连接。
49.根据权利要求43所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述外骨骼足部包括至少一个站立传感器，以产生指示所述腿部支撑件是否处于步态站立期的站立信号。
50.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个所述腿部支撑件还包括扭矩发生器，每个扭矩发生器用于：在步态迈步期使各自相应的膝关节能够弯曲，而在步态站立期阻止各自相应的膝关节弯曲、以将力转移到地面。
51.根据权利要求50所述的下肢外骨骼，其特征在于，所述扭矩发生器为活塞式液压缸，其中所述活塞式液压缸的阻力可以通过控制液压阀内的流体流量而得到控制。
52.根据权利要求1所述的下肢外骨骼，其特征在于，每个所述腿部支撑件还包括扭矩发生器，其中，每个所述扭矩发生器包括活塞式液压缸；而所述动力单元还包括至少一个与所述活塞式液压缸相连的膝盖液压回路；所述膝盖液压回路调节流向所述活塞式液压缸的流体流量。
53.根据权利要求52所述的下肢外骨骼，其特征在于，当腿部支撑件处于步态站立期时，所述膝盖液压回路增大处于步态站立期的腿部支撑件的膝关节的弯曲阻力。
54.一种利用外骨骼装置来减少人在步行周期中的氧消耗的方法，所述外骨骼装置与人连接，且包括：至少一个动力单元；第一腿部支撑件和第二腿部支撑件，所述第一腿部支撑件和第二腿部支撑件与外骨骼躯干可旋转地连接，并在步态站立期时搁置在地面上；第一髋部执行器和第二髋部执行器，其分别在所述外骨骼躯干与所述第一腿部支撑件和第二腿部支撑件之间产生扭矩，所述方法包括：当所述第一腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，利用所述第一髋部执行器产生第一单向扭矩，以使处于步态站立期的所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向后运动，从而向前推动所述外骨骼躯干，直至处于步态迈步期的所述第二腿部支撑件撞击支撑表面时为止；当所述第二腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，利用所述第一髋部执行器产生第二单向扭矩，以使处于步态站立期的所述第一腿部支撑件向前运动，直至所述第一腿部支撑件离开地面、并使所述第一腿部支撑件运动进入步态迈步期时为止。
55.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，所述第二单向扭矩比所述第一单向扭矩小。
56.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，所述第一单向扭矩为常数。
57.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，所述第二单向扭矩为常数。
58.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，使所述第一腿部支撑件运动进入步态迈步期包括：利用第一髋部执行器产生作用在一个方向上的迈步扭矩，以使所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向前移动。
59.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩等于所述第二单向扭矩。
60.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，当第一腿部支撑件处于步态站立期、而所述第二腿部支撑件处于步态迈步期时，所述第一单向扭矩的值下降。
61.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，从所述髋部执行器施加到所述外骨骼躯干上的扭矩总和总是作用在髋部伸展方向上。
62.根据权利要求61所述的方法，其特征在于，所述髋部执行器施加至所述外骨骼躯干的扭矩总和为常数。
63.根据权利要求61所述的方法，其特征在于，所述髋部执行器施加至所述外骨骼躯干的扭矩总和在任何时候都不低于其最大值的50%。
64.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，所述第二单向扭矩为零。
65.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩在步态迈步期是单向的。
66.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩为零。
67.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩在整个步态迈步期中是逐渐减小的。
68.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩等于所述第二单向扭矩。
69.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩以等于所述第二单向扭矩的值开始，然后在整个步态迈步期中逐渐减小。
70.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩在步态迈步期的后期接近为零。
71.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩在整个步态迈步期中逐渐减小，直至所述迈步扭矩在步态迈步期的后期改变方向。
72.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的角速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角速度的方向上。
73.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的角速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角速度的方向上。
74.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的角加速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角加速度的方向上。
75.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的角加速度成比例，且该扭矩作用在增加所述角加速度的方向上。
76.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干的髋部角度的正弦值成比例，且该扭矩作用在所述第一腿部支撑件的重力方向的反方向上。
77.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述迈步扭矩包括一个扭矩，该扭矩与所述第一腿部支撑件相对于地面的髋部角度的正弦值成比例，且该扭矩作用在所述第一腿部支撑件的重力方向的反方向上。
78.根据权利要求58所述的方法，其特征在于，所述第一单向扭矩是与所述腿部支撑件在步态迈步期的所述迈步扭矩的负值成比例的项的总和。
79.一种利用外骨骼装置来降低人在步行周期中的氧消耗和心率的方法，所述外骨骼装置与人连接，并包括：至少一个动力单元；第一腿部支撑件和第二腿部支撑件，所述第一腿部支撑件和第二腿部支撑件与外骨骼躯干可旋转地连接，并在其步态站立期时搁置在地面上；第一髋部执行器和第二髋部执行器，其分别在所述外骨骼躯干与所述第一腿部支撑件和第二腿部支撑件之间产生扭矩，所述方法包括：当所述第一腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，利用所述第一髋部执行器产生第一单向扭矩，以使处于步态站立期的所述第一腿部支撑件相对于所述外骨骼躯干向后运动，从而向前推动人的上肢，直至处于步态迈步期的所述第二腿部支撑件撞击支撑表面时为止；当所述第二腿部支撑件撞击地面且进入步态站立期时，利用所述第一髋部执行器产生第二单向扭矩，以使处于步态站立期的所述第一腿部支撑件向前运动，直至所述第一腿部支撑件离开地面、且使所述第一腿部支撑件运动进入步态迈步期时为止。
CN200980118437.2A 2008-05-20 2009-05-19 通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法 Active CN102036638B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US7182408P 2008-05-20 2008-05-20
US61/071,824 2008-05-20
PCT/US2009/044520 WO2010019300A1 (en) 2008-05-20 2009-05-19 Device and method for decreasing oxygen consumption of a person during steady walking by use of a load-carrying exoskeleton

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102036638A CN102036638A (zh) 2011-04-27
CN102036638B true CN102036638B (zh) 2014-03-26

Family

ID=41669165

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200980118437.2A Active CN102036638B (zh) 2008-05-20 2009-05-19 通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法

Country Status (8)

Country Link
US (1) US8894592B2 (zh)
EP (1) EP2296602B8 (zh)
CN (1) CN102036638B (zh)
AU (1) AU2009282397B2 (zh)
CA (1) CA2724062C (zh)
ES (1) ES2549004T3 (zh)
IL (1) IL209023A (zh)
WO (1) WO2010019300A1 (zh)

Families Citing this family (95)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102088933B (zh) 2008-05-20 2015-03-18 伯克利仿生技术公司 通过使用下肢外骨骼来减少人的能量消耗的设备和方法
US9351855B2 (en) 2008-06-16 2016-05-31 Ekso Bionics, Inc. Powered lower extremity orthotic and method of operation
CN102098986B (zh) * 2008-07-23 2015-09-09 伯克利仿生技术公司 外骨骼和控制该外骨骼的迈步腿的方法
CA2734469C (en) * 2008-09-24 2016-06-28 Berkeley Bionics Hip and knee actuation systems for lower limb orthotic devices
AU2010332387B2 (en) * 2009-12-15 2014-01-16 Zakrytoe Aktsionernoe Obschestvo Nauchno-Proizvodstvenny Tsentr "Ogonek" Method for correcting pathological configurations of segments of the lower extremities and device for realizing same
WO2011098056A1 (de) * 2010-02-09 2011-08-18 Friedrich-Schiller-Universität Jena Vorrichtung zur nachbildung des bewegungsverhaltens eines natürlichen muskels
JP6008836B2 (ja) 2010-04-09 2016-10-19 ロッキード・マーチン・コーポレイションＬｏｃｋｈｅｅｄ Ｍａｒｔｉｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ 携帯型荷吊り上げシステム
US9480618B2 (en) * 2010-10-05 2016-11-01 Elizabeth T. Hsiao-Wecksler Portable active pneumatically powered ankle-foot orthosis
US9789603B2 (en) 2011-04-29 2017-10-17 Sarcos Lc Teleoperated robotic system
US9022956B2 (en) 2011-06-10 2015-05-05 U.S. Bionics, Inc. Trunk supporting exoskeleton and method of use
US9744066B2 (en) 2011-06-10 2017-08-29 The Regents Of The University Of California Trunk supporting exoskeleton and method of use
WO2012171000A1 (en) 2011-06-10 2012-12-13 The Regents Of The University Of California Trunk supporting exoskeleton and method of use
US20130145530A1 (en) * 2011-12-09 2013-06-13 Manu Mitra Iron man suit
CA2771972A1 (en) * 2012-03-15 2013-09-15 The Governors Of The University Of Alberta Knee ankle foot orthosis
US9616580B2 (en) 2012-05-14 2017-04-11 Sarcos Lc End effector for a robotic arm
DE102012107117A1 (de) * 2012-08-02 2014-02-06 Georg-August-Universität Göttingen Stiftung Öffentlichen Rechts Orthesensteuerung
CN108742967B (zh) 2012-09-07 2020-06-05 加利福尼亚大学董事会 可控被动人工膝部
US9855181B2 (en) 2013-03-15 2018-01-02 Bionik Laboratories, Inc. Transmission assembly for use in an exoskeleton apparatus
US9675514B2 (en) 2013-03-15 2017-06-13 Bionik Laboratories, Inc. Transmission assembly for use in an exoskeleton apparatus
US9808390B2 (en) 2013-03-15 2017-11-07 Bionik Laboratories Inc. Foot plate assembly for use in an exoskeleton apparatus
US9421143B2 (en) 2013-03-15 2016-08-23 Bionik Laboratories, Inc. Strap assembly for use in an exoskeleton apparatus
WO2015006378A1 (en) 2013-07-09 2015-01-15 Threlfall John External structural brace apparatus
US9226867B2 (en) 2013-07-09 2016-01-05 John Threlfall External structural brace apparatus
US20150025423A1 (en) 2013-07-19 2015-01-22 Bionik Laboratories, Inc. Control system for exoskeleton apparatus
KR20150039640A (ko) * 2013-10-02 2015-04-13 삼성전자주식회사 아기 캐리어
FR3016821B1 (fr) * 2014-01-29 2019-08-02 Robotiques 3 Dimensions Exosquelette a port frontal et procede d'utilisation d'un tel exosquelette.
FR3018469B1 (fr) 2014-03-11 2016-04-01 Robotiques 3 Dimensions Chausson d'exosquelette.
EP3122521A4 (en) * 2014-03-24 2018-03-21 Enhance Technologies, LLC Leg augmentation systems and methods for use
US10766133B2 (en) 2014-05-06 2020-09-08 Sarcos Lc Legged robotic device utilizing modifiable linkage mechanism
US10512583B2 (en) * 2014-05-06 2019-12-24 Sarcos Lc Forward or rearward oriented exoskeleton
US10406676B2 (en) 2014-05-06 2019-09-10 Sarcos Lc Energy recovering legged robotic device
US10533542B2 (en) 2014-05-06 2020-01-14 Sarcos Lc Rapidly modulated hydraulic supply for a robotic device
WO2015195310A2 (en) * 2014-06-04 2015-12-23 Ekso Bionics, Inc. Exoskeleton and method of increasing the flexibility of an exoskeleton hip joint
AU2015278212B2 (en) * 2014-06-18 2020-02-20 Mawashi Protective Clothing Inc. Exoskeleton and method of using the same
US10561568B1 (en) 2014-06-19 2020-02-18 Lockheed Martin Corporation Exoskeleton system providing for a load transfer when a user is standing and kneeling
DE102014109370A1 (de) * 2014-07-04 2016-01-07 Carbofibretec Gmbh Exoskelett in Leichtbauweise
CN104068950B (zh) * 2014-07-23 2016-02-03 哈尔滨工业大学 单驱动联动式下肢助力外骨骼
JP2016035292A (ja) * 2014-08-04 2016-03-17 ソニー株式会社 可動装置、可動シート、および可動装置の製造方法
US9907722B2 (en) 2014-08-15 2018-03-06 Honda Motor Co., Ltd. Admittance shaping controller for exoskeleton assistance of the lower extremities
US10561564B2 (en) 2014-11-07 2020-02-18 Unlimited Tomorrow, Inc. Low profile exoskeleton
US20160158593A1 (en) * 2014-12-04 2016-06-09 Florida Institute for Human and Machine Cognition Exoskeleton-Based Exercise and Training Device
US9682277B2 (en) 2014-12-10 2017-06-20 Fit-Novation, Inc. Exercise device
EP4218685A3 (en) 2015-05-18 2023-09-13 The Regents of the University of California Method and apparatus for human arm supporting exoskeleton
US10548800B1 (en) 2015-06-18 2020-02-04 Lockheed Martin Corporation Exoskeleton pelvic link having hip joint and inguinal joint
CN107735067B (zh) * 2015-06-26 2019-04-12 美国仿生有限公司 腿部支撑外骨骼的设计和用途
US10518404B2 (en) 2015-07-17 2019-12-31 Lockheed Martin Corporation Variable force exoskeleton hip joint
US10195736B2 (en) 2015-07-17 2019-02-05 Lockheed Martin Corporation Variable force exoskeleton hip joint
WO2017015086A1 (en) 2015-07-17 2017-01-26 Ekso Bionics, Inc. Universal tensegrity joints for human exoskeleton
KR102429612B1 (ko) 2015-07-27 2022-08-05 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 이를 수행하는 장치들
KR102094852B1 (ko) * 2015-08-04 2020-03-30 삼성전자주식회사 토크 설정 방법 및 장치
KR102485718B1 (ko) * 2015-08-11 2023-01-06 삼성전자주식회사 보행 보조 장치의 토크 계산 방법 및 장치
CN105213156B (zh) 2015-11-05 2018-07-27 京东方科技集团股份有限公司 一种动力外骨骼及其控制方法
CN108471865B (zh) * 2015-11-18 2020-06-05 加利福尼亚大学董事会 躯干支撑外骨骼及使用方法
US10046197B2 (en) * 2015-11-19 2018-08-14 Fitnovation, Inc. Exercise device
US10912346B1 (en) 2015-11-24 2021-02-09 Lockheed Martin Corporation Exoskeleton boot and lower link
US10124484B1 (en) 2015-12-08 2018-11-13 Lockheed Martin Corporation Load-bearing powered exoskeleton using electromyographic control
FR3046053B1 (fr) * 2015-12-24 2017-12-22 Sagem Defense Securite Module de pied pour une structure d'exosquelette
KR101836636B1 (ko) * 2016-05-19 2018-03-09 현대자동차주식회사 착용식 보행 보조 로봇 시스템 및 그 제어 방법
CN105856196A (zh) * 2016-05-19 2016-08-17 成都润惠科技有限公司 一种膝关节外骨骼助力装置
CN106137686A (zh) * 2016-08-02 2016-11-23 鹰普（中国）有限公司 一种膝关节助力装置
IT201600099694A1 (it) 2016-10-05 2018-04-05 Fondazione St Italiano Tecnologia Esoscheletro per arti inferiori
JP6945637B2 (ja) 2016-10-13 2021-10-06 デフィ，インコーポレーテッド 生体力学的関節、制御システム、および履物用複合フットプレート
US10821614B2 (en) 2016-11-11 2020-11-03 Sarcos Corp. Clutched joint modules having a quasi-passive elastic actuator for a robotic assembly
US10828767B2 (en) 2016-11-11 2020-11-10 Sarcos Corp. Tunable actuator joint modules having energy recovering quasi-passive elastic actuators with internal valve arrangements
US10919161B2 (en) 2016-11-11 2021-02-16 Sarcos Corp. Clutched joint modules for a robotic system
US10765537B2 (en) 2016-11-11 2020-09-08 Sarcos Corp. Tunable actuator joint modules having energy recovering quasi-passive elastic actuators for use within a robotic system
DE102016122282A1 (de) 2016-11-18 2018-05-24 Helmut-Schmidt-Universität Universität der Bundeswehr Hamburg System und verfahren zur reduktion von auf eine wirbelsäule wirkenden kräften
DE102016123153A1 (de) 2016-11-30 2018-05-30 Helmut-Schmidt-Universität Universität der Bundeswehr Hamburg Vorrichtung und verfahren zur muskelkraftunterstützung
US10912666B2 (en) * 2016-12-08 2021-02-09 University Of Washington Energy storage device for an exoskeleton
RU2665116C1 (ru) * 2017-04-25 2018-08-28 Российская Федерация, от имени которой выступает Федеральное государственное казенное учреждение "Войсковая часть 68240" (ФГКУ "В/Ч 68240") Грузовой экзоскелет с настройкой под антропометрические параметры пользователя
CA3073504A1 (en) 2017-08-30 2019-03-07 Lockheed Martin Corporation Automatic sensor selection
RU2665386C1 (ru) * 2017-11-27 2018-08-29 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Тверской государственный университет" Пассивный реабилитационный экзоскелет
US10843330B2 (en) 2017-12-07 2020-11-24 Sarcos Corp. Resistance-based joint constraint for a master robotic system
US11331809B2 (en) 2017-12-18 2022-05-17 Sarcos Corp. Dynamically controlled robotic stiffening element
CN108214457B (zh) * 2017-12-26 2020-09-22 北京理工大学 一种用于下肢外骨骼的躯干被动省力装置
DE102018106846B3 (de) 2018-03-22 2019-07-04 HAWE Altenstadt Holding GmbH Human-Exoskelett
US10765581B2 (en) 2018-03-27 2020-09-08 Dephy, Inc. Spool for winch actuator
WO2019202469A1 (en) * 2018-04-15 2019-10-24 Rezvan Nasiri Methods and systems for an exoskeleton to reduce a runner's metabolic rate
CN108653976B (zh) * 2018-05-17 2021-04-20 褚涛 一种助跑方法及助跑电动装置系统
WO2020014257A1 (en) 2018-07-10 2020-01-16 Dephy, Inc. Wearable joint augmentation system
US11351675B2 (en) 2018-12-31 2022-06-07 Sarcos Corp. Robotic end-effector having dynamic stiffening elements for conforming object interaction
US10906191B2 (en) 2018-12-31 2021-02-02 Sarcos Corp. Hybrid robotic end effector
US11241801B2 (en) 2018-12-31 2022-02-08 Sarcos Corp. Robotic end effector with dorsally supported actuation mechanism
CN110370250A (zh) * 2019-08-07 2019-10-25 广东博智林机器人有限公司 外骨骼机器人
CN112006829B (zh) * 2020-10-12 2023-04-28 好心情健康产业集团有限公司 一种穿戴式精神科患者约束装置
CN114504469A (zh) * 2020-11-17 2022-05-17 首都医科大学宣武医院 外骨骼系统及其制造方法
US11833676B2 (en) 2020-12-07 2023-12-05 Sarcos Corp. Combining sensor output data to prevent unsafe operation of an exoskeleton
JP2023552557A (ja) * 2020-12-07 2023-12-18 アリゾナ・ボード・オブ・リージェンツ・オン・ビハーフ・オブ・アリゾナ・ステイト・ユニバーシティー 持ち上げおよび押圧のための臀部外骨格構造体
US11794345B2 (en) 2020-12-31 2023-10-24 Sarcos Corp. Unified robotic vehicle systems and methods of control
USD1011398S1 (en) 2021-08-13 2024-01-16 Festool Gmbh Wearable robotic exoskeleton
CN115192286B (zh) * 2022-07-19 2024-05-28 吉林大学 一种仿生护膝支具
US11826907B1 (en) 2022-08-17 2023-11-28 Sarcos Corp. Robotic joint system with length adapter
US11717956B1 (en) 2022-08-29 2023-08-08 Sarcos Corp. Robotic joint system with integrated safety
US11897132B1 (en) 2022-11-17 2024-02-13 Sarcos Corp. Systems and methods for redundant network communication in a robot
US11924023B1 (en) 2022-11-17 2024-03-05 Sarcos Corp. Systems and methods for redundant network communication in a robot

Family Cites Families (42)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US406328A (en) 1889-07-02 Peters
US539872A (en) 1895-05-28 Exercising apparatus
US420178A (en) 1890-01-28 running
US420179A (en) 1890-01-28 Apparatus for facilitating walking
US440684A (en) 1890-11-18 Apparatus for facilitating walking
US438830A (en) 1890-10-21 Apparatus for faoilitatina walking
US807908A (en) 1904-06-30 1905-12-19 Auto Physical Trainer Company Exercising device.
US979243A (en) 1910-03-29 1910-12-20 William W Anderson Apparatus for facilitating walking.
US1308675A (en) 1919-05-06 1919-07-01 Leslie C Kelley Pedomotor.
US2010482A (en) 1934-05-26 1935-08-06 Florence M Henn Walking motion
US2305291A (en) 1937-04-03 1942-12-15 Filippi Pietro Device for the automatic control of the articulation of the knee applicable to a prothesis of the thigh
US2573866A (en) 1948-05-14 1951-11-06 Myron W Nusbaum Leg brace
FR2506604A1 (fr) 1981-06-01 1982-12-03 Salort Guy Appareillage externe de station verticale et de marche pour handicapes moteurs des membres inferieurs
US4422454A (en) * 1982-06-07 1983-12-27 Medical Specialties, Inc. Emergency extrication appliance
US4557257A (en) 1983-07-21 1985-12-10 Fernandez Jose M Pneumatic walking brace and operating system
GB2206494B (en) 1987-06-24 1991-04-17 Steeper Hugh Ltd Orthoses or prostheses for co-ordinating limb movement
US5016869A (en) 1989-07-05 1991-05-21 Applied Motion Human bipedal locomotion device
US5476441A (en) 1993-09-30 1995-12-19 Massachusetts Institute Of Technology Controlled-brake orthosis
JP3500551B2 (ja) 1995-10-12 2004-02-23 澄子 山本 短下肢装具
US6422329B1 (en) 1999-11-12 2002-07-23 Homayoon Kazerooni Human assisted walking robot
US20020094919A1 (en) * 2000-07-26 2002-07-18 Rennex Brain G. Energy-efficient running aid
US7153242B2 (en) 2001-05-24 2006-12-26 Amit Goffer Gait-locomotor apparatus
JP4611580B2 (ja) 2001-06-27 2011-01-12 本田技研工業株式会社 トルク付与システム
EP1547568B1 (en) 2002-08-30 2013-01-02 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Speed reducer for walk assist apparatus
JP3787722B2 (ja) 2002-12-10 2006-06-21 独立行政法人科学技術振興機構 歩行式移動装置並びにその動作制御装置及び動作制御方法
JP4315766B2 (ja) 2003-05-21 2009-08-19 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP4072094B2 (ja) 2003-05-21 2008-04-02 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP4326259B2 (ja) 2003-05-21 2009-09-02 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP4093912B2 (ja) 2003-05-21 2008-06-04 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP4112430B2 (ja) 2003-05-21 2008-07-02 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP4178186B2 (ja) 2003-08-21 2008-11-12 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置、装着式動作補助装置の制御方法および制御用プログラム
ATE499878T1 (de) * 2003-10-23 2011-03-15 Delta Tooling Co Ltd Vorrichtung zur messung des ermüdungsgrads, vorrichtung zum nachweis von müdigkeit und computerprogramm
US7524297B2 (en) 2004-09-08 2009-04-28 Honda Motor Co., Ltd. Walking assistance device provided with a force sensor
EP1845849B1 (en) 2005-01-18 2019-04-10 The Regents of The University of California Lower extremity exoskeleton
US20070043449A1 (en) 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
US7313463B2 (en) 2005-03-31 2007-12-25 Massachusetts Institute Of Technology Biomimetic motion and balance controllers for use in prosthetics, orthotics and robotics
US20070123997A1 (en) * 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
US20060249315A1 (en) * 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
EP1874239B1 (en) * 2005-04-13 2014-06-11 The Regents of The University of California Semi-powered lower extremity exoskeleton
JP4332136B2 (ja) * 2005-06-03 2009-09-16 本田技研工業株式会社 肢体アシスト装置および肢体アシストプログラム
US7190141B1 (en) 2006-01-27 2007-03-13 Villanova University Exoskeletal device for rehabilitation
US20080009771A1 (en) 2006-03-29 2008-01-10 Joel Perry Exoskeleton

Also Published As

Publication number Publication date
CA2724062C (en) 2019-11-26
EP2296602B8 (en) 2015-08-19
ES2549004T3 (es) 2015-10-22
IL209023A (en) 2016-03-31
AU2009282397A1 (en) 2010-02-18
WO2010019300A1 (en) 2010-02-18
CN102036638A (zh) 2011-04-27
US8894592B2 (en) 2014-11-25
EP2296602B1 (en) 2015-07-08
EP2296602A1 (en) 2011-03-23
WO2010019300A9 (en) 2010-04-22
CA2724062A1 (en) 2010-02-18
EP2296602A4 (en) 2011-08-31
AU2009282397B2 (en) 2014-10-09
IL209023A0 (en) 2011-01-31
US20100094185A1 (en) 2010-04-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102036638B (zh) 通过使用负载外骨骼来减少人在稳定行走时的氧损耗的装置和方法
CN102088933B (zh) 通过使用下肢外骨骼来减少人的能量消耗的设备和方法
CN102256580B (zh) 可穿用式物料操作系统
CN101175456B (zh) 半机动下肢外骨架
CN101132753B (zh) 下部肢体外骨骼
CN102098986B (zh) 外骨骼和控制该外骨骼的迈步腿的方法
US11938050B2 (en) Torque control methods and devices for powered orthosis
US20140364962A1 (en) Effective shape controller for lower limb
Rajesh Design of human exo-skeleton suit for rehabilitation of hemiplegic people
Moffat Biologically inspired legs and novel flow control valve toward a new approach for accessible wearable robotics

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant