CN102639085A - 使用下肢假体或矫形器来执行起立顺序 - Google Patents

Abstract

膝矫形器或假体能够用来在人处于坐下位置时基于人膝相对于人踝的位置当合适的时候自动开始起立程序。当膝移动到踝前面的位置时，膝矫形器或假体的至少一个致动器被致动，以帮助人从坐下位置升起到站立位置。

Description

使用下肢假体或矫形器来执行起立顺序

相关申请

本申请要求2009年8月31日提交的美国临时申请61/238,305的权益。

技术领域

本申请大体涉及下肢假体、矫形器和外骨骼装置、其零部件及其控制方法。

背景技术

在美国每年有超过100,000人由于截肢手术失去他们的脚。全世界有成千上万人遭受到这种令人衰弱的损失。此外，在美国每年都有700,000个中风幸存者，中风经常造成各种限制行走能力的下肢病患。直到最近，下肢假体和矫形器系统一直采用主要是被动的或小功率的机构，它们不能够在每次迈步时输出身体在即使是平地上实现经济性行走运动所需的非守恒正功，更不用说在不平表面例如楼梯和台阶上了。

对与对象步态周期相关的常规生物力学的理解有助于认识下肢假体、矫形器和外骨骼装置的要求。具体而言，矢状面转动情况下人脚踝的功能将对于不同的运动状态描述如下。

传统被动踝/足假体(“AFPs”)(例如Ossur Flex-

)的机械特性在装置整个寿命期间基本保持不变。美国专利公开申请US2006/0249315(‘315申请)代表对传统AFPs的重大进步。该‘315申请(其全部内容通过引用并入本文)认识到可以通过将行走周期分成五个阶段和对五个阶段中每个阶段中装置机械特性独立进行优化来改进性能。

图1A是对象在平地上步态周期的不同阶段的示意图。该步态周期通常被定义为始于一只脚的足跟触地而止于同一只脚的下一次足跟触地。该步态周期分成两个阶段：站立阶段(大约为步态周期的60％)和随后的摆动阶段(大约为步态周期的40％)。摆动阶段代表脚离开地面的那部分步态周期。站立阶段始于足跟接触地板时足跟的触地，止于同一只脚从地面抬起时的足尖离地。站立阶段在同一只脚从地面抬起时的足尖离地时被划分开。站立阶段分成三个子阶段：受控跖屈(CP)，受控背屈(CD)，和动力跖屈(PP)。

CP始于102所示的足跟触地，止于106所示的足平放。CP描述足跟和前脚开始接触地面的过程。研究者发现，CP踝关节的行为与线性弹簧反应一致，其中，相对于关节位置的平衡位置而言，关节扭矩与关节位移成比例。但是，弹簧行为是变化的；在站立的三个子阶段和后期摆动状态中，关节刚度在步与步之间被身体连续调节。

在CP阶段之后，CD阶段继续，直到踝关节达到最大背屈状态并开始图中110所示动力跖屈PP为止。在CD阶段脚踝扭矩与位置的关系被描述为非线性弹簧，其中，刚度随脚踝位置增加而增加。在CD阶段脚踝存储弹性能量，用于在PP阶段推动身体向上和向前。

PP阶段在CD阶段之后开始，并止于图中114所示的足尖离地时刻。在PP阶段，踝关节依据向上和向前弹射身体的反射反应施加扭矩。然后，弹射能量与CD阶段存储的弹簧能量共同释放，从而在后期站立阶段获得高的跖屈动力。这种弹射行为是必需的，因为在PP阶段产生的功大于CP和CD阶段用于中速到快速行走速度吸收的负功。在摆动阶段脚抬起离开地面，从所示114的足尖离地开始直到图示118的下一次足跟触地为止。

由于上楼梯/下楼梯时脚踝的运动学和动力学模式不同于平地行走时的模式，因此对脚踝-脚生物力学的分别描述表示在图1B和图1C中。图1B表示人脚踝上楼梯的生物力学特点。上楼梯的第一阶段称为受控背屈1(CD1)，它始于130所示背屈位置的足触地，接着继续背屈直到132所示足跟接触台阶表面。在该阶段，脚踝可以被建模成线性弹簧。第二阶段是动力跖屈1(PP1)，它始于足平放时刻(在132处脚踝达到最大背屈时)，止于再次开始背屈的134处。人脚踝就象扭矩致动器那样工作，以提供额外能量来支撑身体的重量。

第三阶段是受控背屈2(CD2)，其中，脚踝背屈直到136所示足跟离地。对于CD2阶段，脚踝可以被建模成线性弹簧。第四阶段也是最后阶段是动力跖屈2(PP2)，它始于136所示的足跟离地，随脚蹬离台阶而继续，就像与CD2弹簧并联的扭矩致动器那样工作以推动身体向上和向前，在138所示足尖离开表面时结束，以开始摆动阶段，该摆动阶段在140结束。

图1C表示人脚踝-脚下楼梯的生物力学特点。下楼梯的站立阶段被分成三个子阶段：受控背屈1(CD1)，受控背屈2(CD2)，及动力跖屈(PP)。CD1始于150所示的足触地，止于152所示的足平放。在该阶段，人脚踝被建模成可变阻尼器。在CD2，脚踝继续向前背屈，直到它达到154所示的最大背屈姿态。这里，脚踝象线性弹簧一样工作，在整个CD2阶段存储能量。在始于154所示的PP阶段，脚踝跖屈，直到156所示脚从台阶抬起。在该最后的PP阶段，脚踝释放CD2阶段存储的能量，推动身体向上和向前。在156所示足尖离地之后，脚在整个摆动阶段受控地定位，直到158所示的下一次足触地为止。

对于图1B中描述的上楼梯，人脚踝-脚可以运用致动器和可变刚性机构的结合来有效建模。但是，对于图1C中描述的下楼梯，还需要包括可变阻尼器以便为踝-脚复合体建模；人脚踝在下楼梯时吸收的能量大大超过上楼梯时释放的能量。因此，对于上楼梯来说合理的是将脚踝建模为可变阻尼器和弹簧的组合。

传统被动假体、矫形器和外骨骼装置不能够适当再现步态周期的生物力学特点。它们不是仿生的，因为它们不能主动调节阻抗，不能提供反射扭矩反应，无论是在平地上、上楼梯、下楼梯、上坡、下坡时，还是在变化的地形条件时。因此，需要改进的下肢假体、矫形器和外骨骼装置，它们的零部件，以及它们的控制方法。

发明内容

这里描述的发明总体涉及下肢假体、矫形器和外骨骼装置。本发明的各种实施例的典型使用场合包括例如代谢增强、对有永久肢体病患的对象的永久帮助，或者对有临时肢体病患的佩戴者的康复。

本发明的一方面涉及一种主动式矫形器装置或假体装置，其包括大腿元件、小腿元件和用于把大腿元件连接到小腿元件的膝关节。该装置还包括具有电机输出轴的旋转电机、连接到电机输出轴上的电机驱动传动组件和连接到电机驱动传递组件输出端上的驱动传动组件，该驱动传动组件的输出端连接到小腿元件上，用于给膝关节施加扭矩，从而使小腿元件相对于大腿元件转动。该装置还包括：至少一个传感器，具有至少一个输出，通过传感器的输出能够确定当装置佩戴者处于坐下位置时膝关节相对于踝关节的位置；以及控制器，该控制器基于所述至少一个传感器的至少一个输出来确定膝关节何时移动到踝关节前面的位置。响应于上述的确定，控制器控制旋转电机，以便调节膝关节的阻抗、位置或者扭矩，以帮助人从坐下位置站起到站立位置。

本发明的另一方面涉及一种控制具有至少一个致动器的膝矫形器或假体的方法。该方法包括以下步骤：检测当人处于坐下位置时人膝相对于人踝的位置；并且基于检测步骤的结果来确定膝何时移动到踝前面的位置，并产生表示膝移动到踝前面位置的输出。响应于该输出，致动膝矫形器或假体的至少一个致动器，以帮助人从坐下位置站起到站立位置。

附图说明

图1A是在平地上佩戴者步态周期不同阶段的示意图。

图1B是上楼梯时佩戴者步态周期不同阶段的示意图。

图1C是下楼梯时佩戴者步态周期不同阶段的示意图。

图2A是根据本发明的一个示例实施例，一种确定假体、矫形器或外骨骼装置的踝关节、足跟和足尖轨迹的方法的示意图。

图2B是行走期间踝关节加速度实验数据图。

图3是根据本发明的一个示例实施例的一种确定足倾斜(足跟高度)的方法的示意图。

图4是根据本发明的一个示例实施例，一种确定足跟和足尖相对于踝关节在足参考系内的坐标的方法的示意图。

图5是根据本发明的一个示例实施例，一种用于估算足跟矢量的方法的示意图。

图6A表示在不同行走环境中的惯性测量单元计算的踝关节枢轴轨迹。

图6B表示描述假体装置踝关节腾空轨迹的二维几何关系。

图6C表示根据本发明的一个示例实施例，如何采用脚踝角度迎角作为轨迹特征来构建楼梯-斜坡鉴别器，以便区别楼梯和斜坡行走环境。

图7A表示根据本发明的一个示例实施例的一种在足触地之前定位踝关节的方法。

图7B表示根据本发明的一个示例实施例，如何采用图7A的方法检测楼梯的存在以及足悬于楼梯平台之上。

图7C表示根据本发明的一个示例实施例，一种在斜坡行走环境中踝关节的定位方法。

图7D表示根据本发明的一个示例实施例，如何将图7B的方法改造为使用优化阻抗。

图8表示一种基于足平放时的地形角度确定惯性参考弹簧平衡的方法。

图9表示行走速度对于脚踝扭矩与脚踝角度之间关系的影响，表示推-拉制动器控制如何施加到适当选择的并联弹性元件上。

图10A表示根据本发明的一个示例实施例，一种控制下肢装置的方法。

图10B是根据本发明的一个示例实施例，一种用于实现下肢假体装置的阻抗和扭矩控制的基于模型的控制器的示意图。

图10C是根据本发明的一个示例实施例，一种用于实现下肢假体装置的扭矩控制的基于模型的控制器的示意图。

图10D是决定图10A中进行的阻抗控制的机械阻抗关系示意图。

图10E是决定图10B中进行的阻抗和反射控制的阻抗和反射关系的示意图。

图10F是如何采用参考零力矩枢轴的地面反作用力来确定稳定假体装置佩戴者倒立摆动力学所需恢复扭矩的示意图。

图11A是脚踝假体的小腿足元件、踝关节和足元件的示意图，示出地面反作用力和零力矩枢轴。

图11B-11D是踝假体各个零部件的示意图，表示需要用于确定地面反作用力和零力矩枢轴的这些零部件之间的力和力矩的关系。

图12A-12B表示作为动力跖屈期间行走速度函数的脚踝假体在平地上的仿生(Γ-θ)行为。

图12C-12D表示脚过渡对触地长度的影响。

图12E表示在受力跖屈期间触地长度衰减的速度依赖表如何使用归一化触地长度作为获得仿生行为的手段。

图12F表示在典型行走运动期间估算的零力矩枢轴矢量y分量如何变化。

图12G表示根据本发明的一个示例实施例，一种将衰减系数并入装置性能的方法。

图13A是根据本发明的一个示例实施例，用于足跟触地情况的控制系统方案的示意图。

图13B是根据本发明的一个示例实施例，用于足尖触地情况的控制系统方案的示意图。

图13C表示根据本发明的一个示例实施例，一种给脚踝假体(例如图17A的装置1700)提供的位置控制方法。

图14A表示根据本发明的一个示例实施例，一种采用逐步地形适应的方法。

图14B表示踝关节假体应用于三种不同行走环境的示例阻抗。

图15是根据本发明的一个示例实施例，一种下肢生物力学系统的示意图。

图16表示根据本发明的一个示例实施例，躯干姿态、大腿姿态以及躯干/身体质心姿态的一种姿态重建方法。

图17A是根据本发明的一个示例实施例，一种下肢假体装置的示意图。

图17B是图17A的一部分下肢装置的示意图，示出被动并联弹性元件。

图17C是图17B的装置的被动并联弹性元件示意图。

图17D是根据本发明的一个示例实施例，用于图17C所示被动并联弹性元件的自由体示意图。

图17E是根据本发明的一个示例实施例，图17A所示装置的结构元件(锥体)的透视图。

图17F是根据本发明的一个示例实施例，用于测量施加到图17A所示小腿元件上的轴向力和力矩的替代方法的剖视图。

图17G表示根据本发明的一个示例实施例，采用在印刷电路组件上的圆形阵列位移传感器计算平面内力矩矢量和轴向力的方法。

图17H是根据本发明的一个示例实施例，用于图17A-17G所示装置的状态和致动器控制器的示意图。

图17I是根据本发明的一个示例实施例，一种下肢假体装置的等效电路的示意图。

图17J是包括在控制装置时采用的传感器测量的图17I的电路的示意图。

图18A-18D是根据本发明的一个示例实施例，一种被动串联弹性元件的示意图。

图19A表示根据本发明的一个示例实施例，包括有串联扁簧的下肢假体装置。

图19B-19C表示根据本发明的一个示例实施例，一种采用替代串联弹簧的假体装置。

图20A表示根据本发明的一个示例实施例，可用于各种下肢假体、矫形器和外骨骼装置的线性致动器的透视图。

图20B表示图20A所示的线性致动器的剖视图。

图21是根据本发明的一个示例实施例，可用于各种下肢假体、矫形器和外骨骼装置的线性致动器的透视图。

图22A是根据本发明的一个示例实施例，一种下肢矫形器或外骨骼装置(可佩戴的机器人式膝支架)的俯视图。

图22B是图22A所示装置的侧视图。

图22C是图22A和22B所示装置的膝关节驱动组件内部示意图。

图23A是在斜坡上人平衡问题的示意图。

图23B是基于佩戴者的可变膝弯曲的平衡问题的几种可接受解的示意图。

图23C表示人体以及如何采用内在检测来平衡平地上佩戴者的示意图。

图24A-24C表示根据本发明的一个示例实施例，在佩戴者从椅子上站起时平衡佩戴者的方法的示意图。

图25A表示过渡功的定义。

图25B表示髋冲击力的定义。

图26示出了在行走过程中正常人步态的生物力学特征。

图27示出了股四头肌无力影响平地行走的生物力学机理。

图28示出了如何使用膝装置来恢复正常行走。

图29A-D示出了健康人的起立顺序。

图30A-D示出了不健全病人执行相同起立顺序时的问题。

图31A-D示出了如何使用膝装置来辅助不健全病人的起立顺序。

具体实施方式

本发明人已经认识到，在日常每天的过程中，人的下肢除了日常行走以外，还用于完成和适应很多不同的活动，例如上下楼梯、走斜坡。脚踝-脚构件需要最多的能量，必须具有最好的地形自适应行为，因为它们最直接接触下方地形。本发明人还认识到，可以通过对于每一种活动以不同方式动态优化装置的机械性能和以不同方式动态控制该置，来动态改善AFPs的性能。

例如，当人行走在平坦地面上时，较好的是控制脚的角度以便在脚触地时足跟低于足尖。但是，当人上楼梯时，较好的是控制脚的角度以便在脚接触下一个台阶时足尖低于足跟。

本申请描述了各种AFPs实施例，它们通过检测正在穿越的地形和自动适应检测到的地形来在每个这些不同情况下适当工作。在一些实施例中，对每种情况控制AFP的能力建立于五种基本能力：(1)确定正在进行的活动；(2)基于正在进行的活动来动态地控制AFP的特性；(3)基于正在进行的活动来动态地驱动AFP；(4)确定地形表面特征的不规则性(例如地形有多粘，地形有多滑，地形是粗糙的还是光滑的，地形有无障碍例如岩石)并进行适当的牵引力控制来对此作出响应，及(5)能够响应动态控制和动态驱动的AFP机械设计。

本发明人已经确定，用于断定正在进行的活动的一种示范方式是追踪位于踝关节和膝关节之间的小腿(或胫)上的部位(通常位于踝关节的虚拟转动中心)的轨迹。图6A表示对应于五种不同活动的胫轨迹，额外的斜坡轨迹是区分陡坡和缓坡的。该系统可以使用该信息通过将追踪到的轨迹映射到一组活动上来断定正在进行的活动。

通过观察小腿(胫)的轨迹，能够区分平地形、上楼梯或下楼梯、或者上坡或下坡。例如，当该系统识别了一种轨迹，就切换到一种适当的模式，并动态地控制(驱动)之前为该模式建立的AFP。在一种轨迹并不恰好落入一种分类的情况下，AFP控制器将优化响应，以便在随机控制意义上使目标函数最小化，或者基于该地形落入一种分类的可能性而应用模糊逻辑或随机控制。

一种追踪胫轨迹的适当方式是在小腿元件(胫)顶部的前表面处安装惯性测量单元(IMU)，并处理IMU输出的信号。一种区分各种轨迹的适当方式是监测踝关节迎角速度。这些主题将在下面进行详细描述。

除了对每种不同活动以不同方式动态地优化装置机械特性和动态地控制该装置以外，本发明人已经认识到，通过基于各种参数来微调AFP的特性和控制该AFP，可以进一步改善该装置的性能。

例如，当人正慢走时(例如以小于0.9米每秒的速率)，可以通过相对于正常行走所用的阻抗提高踝关节的阻抗来改善性能。或者，当人正在快走时(例如以1.7米每秒的速率)，可以通过相对于正常行走所用的阻抗减少踝关节的阻抗来改善性能。

此外，当控制器确定踝关节没有如我们期望的那样对穿越正常地形作出反应时，控制器可以考虑(及修改控制器的输出)地形中也许存在特征、纹理或不规则(例如地形是多么粘，地形是多么滑，地形是粗糙的还是光滑的，地形中是否有障碍例如岩石)。

上述确定出五种可能性(即，断定正在进行何种活动；断定地形中是否存在特征、纹理或不规则；动态地控制AFP的特性；动态地驱动AFP；及AFP的机械设计)的每种都将在下面进行详细描述。

确定正在进行的活动

惯性姿态和轨迹的估算

图2是一种方法的示意图，该方法用于基于连接到踝关节200的小腿元件220的惯性姿态以及小腿元件220和足元件208之间的角度来确定假体、矫形器或外骨骼装置(例如图17A所示装置1700)的踝关节200、足跟212和足尖216轨迹。姿态是坐标系的位置和取向。该装置1700包括连接到小腿元件220的惯性测量单元204。惯性测量单元204包括用于测量角速率的三轴速率陀螺仪和用于测量加速度的三轴加速度计。将惯性测量单元放置在小腿元件220上，以便对小腿元件220的所有三个轴的角速率和加速度进行测量。惯性测量单元204对小腿元件220姿态、惯性(参考世界坐标系)取向、踝关节200(踝-足转动中心)位置提供六个自由度的估算。

在一些实施例中，利用小腿元件220的姿态计算膝关节的瞬时位置。通过踝关节200角度(θ)的信息，可以计算出足208底部的瞬时姿态，包括足跟212和足尖216的位置。当足元件208是平的时，又可以使用该信息来测量在踝关节/足元件的转动轴线所限定平面内的地形角度。在小腿元件220上安装惯性测量单元204比安装在其它可能的位置具有优势。与安装在足元件208上不同，安装在小腿元件220上防止了物理损伤并防止了与水接触。此外，这样就不再需要安装在足元件208上时所需的拴系缆索——从而保证机械和电的整体性。最后，该小腿元件220位于混合系统的运动链系中心(参见图15)，便于用最少量的额外传感器计算大腿和躯干的姿态。

该惯性测量单元204用于计算下肢假体装置在参考地面的世界坐标系中的取向位置

和速度

可以用四元数表示或由参照世界坐标系限定踝关节x，y和z轴取向的单位矢量的3X3矩阵表示。踝关节200坐标系被限定为位于踝关节转动轴线的中心，其取向依赖于小腿元件220。根据该中心点，可以计算位置、速度和加速度。对于关注点来说，例如对于足(例如足跟212或足尖216)，采用下面的关系式用足元件-踝关节取向变换来得出位置。

方程1

其中：

方程2

其中，γ是惯性小腿元件角度，及

方程3

其中，θ是踝关节角度。

在该实施例中，包括三轴加速度计和三轴速率陀螺仪的惯性测量单元204位于小腿元件220顶部的前表面(例如，如图17A所示)。必须消除由于对加速度计信号和速率陀螺仪信号进行数值积分而引入的对世界坐标系取向、速度和位置估算的标度、漂移和交叉耦合影响。

零速修正

惯性导航系统通常通过在延长时段(通常为数秒至数分钟)平均来定期采用零速修正(ZVUP)。惯性测量单元的位置在下肢假体装置中几乎从不静止。但是，足底是唯一的静止位置，并且只在步态周期的受控背屈状态下才是。下面将进一步描述用于本发明各种实施例的一种不受上述限制影响的示例性零速修正方法。

为了解决该问题，对踝关节的取向、速度和位置进行积分。在对惯性测量单元的加速度^IMUa进行数字化处理之后，通过下面的刚体动力学方程推导出踝关节加速度(^IMUα_踝)。

方程4

其中，

和

分别是在惯性测量单元参照系内的角速率矢量和角加速度矢量，X代表叉积。

根据本领域技术人员公知的下述关系式，采用标准捷联惯性测量单元积分方法，类似于方程1-3那样解出了该关系式

方程5

方程6

方程7

方程8

方程9

方程10

方程11

方程12

方程13

方程14

在上述方程5-14中，矩阵

将可与取向矩阵

互换使用。

然后，基于下面的方程推导出在前一次零速修正(i^th零速修正)时间之后的时间点处参考世界坐标系的踝关节速度和位置。

方程15

方程16

其中，^wp_踝(t＝ZVUP(i))对所有i重设为0。

通过实验，采用从示例性下肢假体装置(例如图17A所示的下肢假体装置1700)获得的惯性测量单元数据记录，我们确定，当在受控背屈状态下z加速度大约等于1g(约9.8m/s²)和z加速度方差小于预定值(＜0.005g²)时——表示小腿元件220围绕静止踝关节200转动的时间段，以惯性测量单元为参考的加速度早期充分无噪(参见图2B，大约为50.75秒和50.9秒处)。在该技术的另一个实施例中，在足上的某些部分可以检测到适当的无噪期。可以将踝关节加速度、角速率和角加速度的信息与检测到的脚踝角度(足元件和小腿元件之间的角度)、角速率和角加速度的信息结合在一起，以便计算足上任意点处的加速度。足底上某些点可常用于对相继步态周期进行零速修正。一旦获知该速度，就可以后验推算踝关节的速度。该速度(非零)可用作进行零速修正的参考值。

在该下肢假体装置中，在受控背屈状态几乎总存在无噪期，因此可以对佩戴者跨出的每一步进行零速修正。在每一次零速修正期间，优选估算来自下述三项中每项的速度误差贡献，即：世界坐标系z轴关于x轴的横摆量δθ_x(在对前一步零速修正期间与踝关节转动轴线对准的矢量)；世界坐标系z轴关于y轴(定义为世界坐标系垂直轴(与重力矢量相反)和世界坐标系x轴的叉积的矢量)的俯仰量δθ_y；以及惯性测量单元沿垂直轴的标度δg。这些项的值用于修正该装置不同零部件(例如图17A所示小腿元件1712)的已计算姿态、惯性取向以及先前已计算姿态和惯性取向。

当进行取向、速度和位置积分时，计算灵敏度矩阵M(t)，其与由误差矢量引起的速度误差有关，α＝[δθ_xδθ_yδg]^T。M(t)基于下面的关系式。

方程17

其中，M(t)被数值积分，以便生成总的最终速度灵敏度，M^＊。

$m^{*}={\∫}_{{\mathrm{ZVUP}}_{j-1}}^{{\mathrm{ZVUP}}_i}M\left(t\right)\mathrm{dt}$ 方程18

在一些实施例中，如果这些误差显著，则误差矢量将扩展到包括加速度计偏值偏移，从而增加M(t)和M^＊中的列数。在此情况下，M^＊-1采用Penrose伪逆矩阵的形式，或者采用最优改进增益K^＊。K^＊可以采用标准最优线性滤波方法计算。对于本领域普通技术人员而言，也可以包括或使用其它项，而不会失去普遍性。

在对步i的零速修正时，已经生成估算非零踝关节速度^wv_踝(ZVUP_i)的α值基于方程19确定：

α＝M^*-1wv_踝(ZVUPi)            方程19

其中，α是改进修正矢量。因为非零速部分地是由于加速度计和角速率测量的噪音而导致的，因此并非所有改进修正(α)都适用。相反，该修正通过取决于噪音大小与滤波常数(分数)k成比例。此时，新的取向矩阵

和重力大小(g)基于下面的方程确定：

方程20

g(ZVUP⁺)＝g(ZVUP^-)-kα(3)        方程21

其中，Ox(横摆)Oy(俯仰)分别代表关于x轴和y轴横摆和俯仰的增量转动，

和

分别代表ZVUP之后和之前的时间。

可以扩展零速修正，以便采用线性估算量来估算加速度计和速率陀螺仪偏差。可以使用相容角度对准误差(例如关于给定轴)来估算关于该轴的速率陀螺仪偏差。在一个实施例中，这是通过创建加速度计和速率陀螺仪偏差的线性随机模型和采用零速修正预测残差作为给应用于这些模型的线性滤波器的输入来实现的。

上述方法是一种连续修正取向和表观重力大小的方法。当首次启动下肢假体装置时，在该实施例中采用初始化程序。在该方法中，在该装置要求时(例如，通过由该装置或可选由用户界面传送的振动代码)，佩戴者将向前迈一步并停止，接着迈回一步回到原位。在该过程中，由伤腿迈步(对于双侧截肢者，该标定将以由截肢者选择的系列方式实施)。该标定将调用两个ZVUP，一个用于初始化取向和重力大小，第二个用于检查结果。这将保证惯性测量单元信号、处理和控制器通讯的完整性。

上述过程实现了惯性取向的初始化。但是，普遍关注的是实现IMU的完全标定，以考虑误差源矢量(ε)，该矢量是包括体现在加速度计和陀螺仪信号中的偏值偏移、标度和交叉灵敏度的矢量。在制造时，机器人或其它六自由度机器可以携带IMU，并连续地应用参考轨迹作为测量这些误差源影响的方式。本领域的普通技术人员可以容易计算出对于每一个误差源检测到的参考轨迹的灵敏度矩阵(M(ε))。通过从一组丰富的参考轨迹测量检测到的偏差(通常是每个轨迹段端点的偏差)，可以采用回归法或其它线性估算方法估算矢量(ε)，只要该组参考轨迹丰富到足以激发每个误差源的影响。本发明的发明人已经发现，包括闭合回路(如在三个正交平面中的多边形或圆形)的参考轨迹足以标定完整的误差源矢量。也可以由佩戴者实施这样的参考轨迹，以便通过例如以连续闭合回路模式在水平面上行走和通过连续绕垂直轴转动的方式重新标定矢量的关键因素(加速度计偏值、标度和交叉灵敏度)。

在本发明的一些实施例中，该方法的这些原理类似地应用于修正或最小化与例如设置在佩戴者的大腿元件和/或躯干上(假体、矫形器或外骨骼装置治疗或者增强佩戴者身体这些部分的性能)的加速度计和速率陀螺仪相关的加速度计和速率陀螺仪漂移误差的影响。在一个实施例中，该方法包括：当踝关节在假体或矫形器的行走周期中基本静止时，确定连接到假体或矫形器的大腿元件上的加速度计和速率陀螺仪输出的加速度计信号和速率陀螺仪信号偏移值。该方法还可以包括测量小腿元件相对于大腿元件的角度。在另一个实施例中，该方法还包括：当踝关节在假体或矫形器的行走周期中基本静止时，确定连接到佩戴者躯干上的加速度计和速率陀螺仪输出的加速度计信号和速率陀螺仪信号的偏移值。该方法还可包括测量大腿元件相对于佩戴者躯干的角度。因此，如图16所示，通过进行这些测量并依赖连杆机构约束关系和相关方法，该方法可以扩展到大腿元件和/或佩戴者的躯干。在零速修正时，连杆机构约束能够使关节速度基准从运动链系(例如，限定人-机器人混合系统的连杆机构)中最下面连杆的以地面为参考的零速向后传导。这些速度基准可以用作上述姿态重调和重力补偿的输入。

示例踝关节轨迹和地形环境识别

一旦计算和修正(归零)了惯性测量单元偏移之后，足斜度(β)(也可以称为足跟高度)就确定了，例如图3所示。从该图中容易看出，当佩戴者的脚平放在地面上站立时，β＝-(θ+γ)。通过对大约十分之一秒的时间段进行平均，可以确定β的准确估算值。之后，限定了足-脚踝坐标系的变换的定向分量

基于下述方程计算：

方程22

如前所述，该变换的平移分量将保持为零。

一旦限定了足斜度，那么就需要确定足坐标系内足跟212和足尖216的坐标。在一个用于确定此坐标的示例方法中，

和

被定义为新的足坐标系内足跟和足尖的矢量坐标。由于已经结合了旋转贡献β，因此这些矢量的z分量是相同的。可以假定这些矢量的x分量都是零。因此这些矢量采取以下形式：

方程23

方程24

其中，z₀限定足(鞋)底的z坐标。

图4是根据本发明的一个示例实施例，示意性示出一种用于确定足跟212和足尖216相对于踝关节200在参考足坐标系内的坐标的方法。在图4所限定的足标定方法的第一步中，踝关节200的y坐标对准地面参考(例如，路面上的裂缝，地毯或油毡表面的突出特征)。我们任意地将该地面参考限定为世界坐标系的原点。该对准用数学符号采用以下方式进行表达：

方程25

其中，^世界p_踝0是发生在步2和步3的移动起始位置。在第二步，足尖216放置在地面参考上。该对准用数学符号采用以下方式表示：

方程26

或

方程27

在步3的对准期间确定了类似的关系式。当独立地解上述方程时，获得z₀的两个不同估算值。通过将两个约束方程合并成一个，可以获得y_足跟、y_足尖和z₀的最小平方估算值。

上述的足跟212和足尖216标定方法涉及一系列步骤，这些步骤将在第一次穿上一双新足/鞋时被使用。例如，可以在矫形医师办公室完成这样的标定。

在另一种示例方法中，计算腾空的足跟和足尖矢量。如图5所示，在足触地和足平放之间的早期站立阶段，踝关节200的轨迹是弧500。弧500的半径和定向(中点角度)完全确定了足跟和足尖矢量。在数学上，这被描述为在早期站立期间记录的一系列脚踝位置

对应于两个统计意义上不同的小腿元件220位置(γ_i，)和踝关节200角度位置(θ_i，)，需要两个脚踝位置测量，产生了：

方程28

方程29

然后，通过差分这些方程，矢量解变为：

方程30

该解要求(O(γ₂)O(θ₂)-O(γ₁)O(θ₁))是可逆的。并且从最优线性滤波的观点来看，该“增益矩阵”必须足够大，以便产生统计意义上的显著结果。

考虑到在早期站立阶段下肢假体装置经受显著震动的事实，上述方程可以扩展到N组足踝关节位置/角度测量。可以采用最小平方法来求解得到的N-1个方程，以获得矢量的最优估算值。当早期站立阶段由足尖触地开始时，上述这些方程同样适用于求解足尖矢量。

图6A表示佩戴者在各种地形上在不同行走环境中的惯性测量单元计算得到的踝关节枢轴轨迹，包括平地(620)，5度上坡(624)，5度下坡(628)，10度上坡(632)，10度下坡(636)，上楼梯(640)和下楼梯(644)。环境是地形的形状以及佩戴者如何与该地形相互作用。

图6B表示描述假体装置的踝关节腾空轨迹的二维几何。如果我们将平地行走看作是上坡/下坡行走环境的子集(其中，平地是一种零度坡)，那么环境识别就从上坡/下坡转换成上楼梯/下楼梯识别。该识别很重要，因为通常在楼梯环境中，要求踝关节600的跖屈(而不是背屈)以优化足触地动力学；而在斜坡行走时，通常踝关节600是背屈(或保持中立)，以便优化足触地动力学。在后一种环境中，只在非常陡的下坡，跖屈脚踝才是适当的定向。

图6C表示如何采用脚踝角度迎角(Ψ)作为在一组记录数据中识别楼梯和斜坡行走环境的轨迹特征来构建楼梯-斜坡鉴别器。图6C表示在整个步态周期中装置的踝关节600的估算速度矢量迎角与佩戴者迈出的每一步之间的关系曲线。在该数据中，佩戴图17A所示假体装置1700的截肢者按照以下方式用右足迈31步(指参考右足的行走周期)：

1、第1-6步：5度上坡6步

2、第7步：平台上1步

3、第8-9步：10度下坡3步

4、记录间隙

5、第10-11步：上楼梯2步

6、第12步：平台上1步

7、第14-17步：5度下坡4步

8、第18-19步：平地2步

9、第20-21步：10度上坡2步

10、第22步：从10度坡到平台1步

11、第23-24步：下楼梯2步

12、第25-31步：平地7步。

在该记录期间迈出的步包括上下坡以及上下楼梯。图6C表示在足触地之前脚踝腾空时，通过监测脚踝速度迎角(Ψ)，可以将楼梯与斜坡区分开。当(Ψ)低于该记录(以及其它类似记录)中的小正值时，足604总是落在楼梯上。在所有其他情况下，足落在斜坡上，而不管坡度如何(0度，负5度，正5度，负10度，正10度)。因此，Ψ是可以让处理器用来确定进行的是什么活动的适当步行任务环境鉴别器。

在本发明的其它实施例中可以采用鉴别楼梯-斜坡的替代方法。在本发明的一个实施例中，小腿元件608(胫)的姿态(在惯性空间中的定向)和脚踝速度迎角(Ψ)可以用来区分是楼梯还是斜坡/平地。在本发明的替代实施例中，可以使用y-z平面内踝关节600的轨迹(参见图6A)鉴别楼梯-斜坡。

摆动阶段脚踝定位

该楼梯斜坡鉴别器提供了对地形倾斜角度

的实时预测。如果鉴别器检测到台阶(包括平地)，那么

否则，该倾斜角度被假定为：

方程31

该倾斜角度对应于足未触地时可能的最小值。

是两种可能倾斜角度中的该最小值，即，当前足跟相对于上一步足尖位置的角度，以及足尖相对于上一步足尖位置的角度。

一旦知道了

就可应用各种不同方法来把踝定位成适应该预测的地形角度。下面描述两种这些方法的例子。在本发明的一个实施例中，使用上述鉴别器方法来控制佩戴者佩戴的下肢假体、矫形器或外骨骼装置(例如，图17A中所示装置1700)的关节阻抗、位置或扭矩中的至少一个。该方法涉及在整个后期摆动阶段估算该装置踝关节的速度矢量迎角(例如，图6C中数据的y轴值)。在一个实施例中，该方法还涉及在速度矢量迎角具有预定符号(例如，图6C中数据情况下的负值)时将该装置的足元件位置调整到足尖朝下位置。在本发明的又一个实施例中，该方法涉及当速度矢量迎角的符号与预定符号相反时(正号)时，将该装置的足元件位置调整到足跟朝下位置。

在一些实施例中，该方法包括在足元件的足跟接触下方地形开始到足元件相对于下方地形定位于足平放位置的时间段中，基于施加在小腿元件上的弹射力，调节该装置的阻抗(例如踝关节阻抗)以使成本函数最小化。

图7A表示一种在足触地之前定位踝关节700的方法。在该方法中，基于从足元件708触地到足平放期间施加在踝关节700上的弹射力(f(t))，优化踝关节角度，以便使成本函数最小化。足跟716在先策略和足尖712在先策略都得到估算，并且选择包括最优踝关节700角度(使成本函数最小化)的策略。图7A描述了使用的方法。

在另一个实施例中，图7A的方法放大地表示在图7B中，用于检测楼梯的存在，并仅在带有短着地区域的楼梯的情况下将迎角优化限制于足尖触地。对于上或下又陡又窄的一组楼梯，将假体装置编程为记录上楼梯期间足扫过的空间，即足和楼梯之间不接触时所用的空间。如果在后期摆动阶段，确定将没有用于例如足跟的着地区域，那么就将优化限制为足尖朝下的解。在该实施例中，z转动是围绕该装置的小腿元件704的纵轴(例如图17A中的z轴)的转动。如果一个人下楼梯并以这种方式转动足元件708，那么很可能着地区域受到限制，并且足元件708必须被转动成正好落于楼梯上。在此情况下，对于图7A所示方法，足尖712朝下着地产生了唯一可得最小力的解。这种z转动将发信号通知系统着地区域有限，从而使得与足跟朝下相比足尖朝下着地是最安全的选择。

上述方法采用的复杂阻抗计算也可以用于任何自适应踝定位方法，作为一种在踝关节700转动到足朝下状态时使足拍击或者使用过度制动力最小化的方式。图7D表示如何将图7A所示方法调适为使用优化阻抗。一旦发现最优迎角(Ψ^＊)，那么就发现了最优控制

该最优控制将踝关节的线性和角动量归零，而没有足拍击。然后用相应的脚踝角度反应(θ^*(t))作为平衡轨迹。可以导出与该最优轨迹相关的相应最优阻抗，以适应动量和当地地形角度的不确定性。

如图7C所示，也可以采用一个更简单的方法。图7C表示一种用于在斜坡行走环境中定位踝关节的方法。在该方法中，踝关节700的角度是枢转的，以便在小腿元件704垂直时处于斜坡地形(斜坡角度为

)上的足平放位置。使该方法一般化也是有用的，以把脚踝角度调整成使其通过下面的关系式与预定斜坡角度线性相关。

$\mathrm{\θ}\left(t\right)=k\widehat{\mathrm{\φ}\left(t\right)}+{\mathrm{\θ}}_0$ 方程32

采用该关系式，可以调整脚踝角度，使其适合佩戴者的喜好。

在上述两种方法中的任何一种方法中，连续控制(操纵)在足触地之前踝关节700角度，使其与需要的踝关节700角度一致，直到足触地为止。

站立阶段阻抗和扭矩控制

下一步涉及在站立阶段恢复小腿(胫)的定向以使其与当地垂线对准。图8表示一种在下肢假体800(例如图17A的假体装置1700)足平放时基于地形角度确定惯性参考弹簧平衡的方法。该假体800具有足元件808，足元件具有足尖816和足跟820。该假体还具有踝关节804和小腿元件(胫)812。地形角度(φ)是对控制系统的输入。该控制系统基于地形角度(φ)的变化来变换图10A中的曲线(Γ-Θ)(从而改变踝关节的阻抗K_受控跖屈)，以便在受控跖屈期间保持或改善佩戴者的总平衡(如图10F所示)。该控制系统设定假体踝关节804的阻抗，以使脚踝平衡角度等于地形角度(φ)；控制系统使小腿元件812(胫)的定向恢复到与当地垂线850对准。

图9表示受控背屈期间行走速度对脚踝扭矩-脚踝角度曲线的影响。该控制系统基于地形角度(φ)变化来变换图10A中的曲线(Γ-Θ)(从而改变踝关节804的阻抗K_受控背屈)，以便通过命令踝关节804使小腿元件(胫)812朝平衡点移动而在受控跖屈期间保持或改善佩戴者的总平衡。

图10A表示根据本发明的一个示例实施例的一种控制小腿装置的方法。如图10A所示，这是通过下面的步骤在控制系统中实现：

1)调整后期摆动阻抗(步骤1000)(动态刚度和脚踝角度平衡角度)，以便在动力跖屈期间，基于负转移能量冲击力和髋冲击力的最小化，缓和在足触地和足平放之间时间段内的冲击，如参照图7A所描述的那样(控制器变换曲线(Γ-Θ))(从而改变踝关节的阻抗K_动力跖屈))。

2)在后腿内引入抬升力，这通过在前腿冲击之时或之前断言脚踝(及膝)的反射反应来实现(步骤1004)；及

3)在受控背屈阶段保持惯性参考平衡角度，以便在斜坡地形上保持平衡(平衡性)(如图10F所示)(步骤1008)。

图10B是根据本发明的一个示例实施例，一种用于实现下肢假体装置(如图17A-17E所示装置1700)的阻抗和扭矩控制的控制器的示意图。图10E是控制图10B进行的阻抗和反射控制的阻抗与反射关系示意图。

如图所示，结合轨迹θ₀(t)来限定阻抗的弹簧成分、阻尼成分和惯性成分。如上所述，根据步态周期中的阶段、地形环境、地形表面特性和行走速度，图10B所示的阻抗增益矩阵和轨迹都从状态控制器处理器适应性地和实时地加载。

研究表明，完好的肢体表现出反射反应，该反射反应源自非线性正扭矩(力)和非线性正关节速度反馈。图10E所示反射关系采用了这两种反馈。可以使用这些正反馈关系的其它非线性实现方式，包括分段线性和分段非线性，这对本领域普通技术人员是显而易见的。在优选实施例中，通过测量脚踝假体的胫中的扭矩并采用其作为非线性反馈信号

来获得正扭矩反馈。在其它实施方式中，可以采用基于模型的脚踝动力学计算来估算该反射扭矩输入。

本发明人已经注意到，当考虑到如图9所示的行走速度和地形斜度的影响时，站立时的仿生阻抗和反射是关联的。因此，在一个优选实施例中，选择用于该假体的并联弹性(例如并联弹簧，或K3弹簧)，以便代表如图所示用于缓慢行走速度的刚度。在仿生系统中，假体的刚度成分在较高行走速度下会衰减，反射反应如图9所示较陡。通过该最优仿生控制和机械实施，该反应然后要求致动器在受控背屈时推动并联弹簧，并在动力跖屈时拉动并联弹簧。我们称此为双极操作或推-拉操作。在非最优控制和机械实施中，反射通过单极的、只有两倍拉力来实施。该最优实施例因而把峰值致动器力和电机电流减小了两倍，从而当选择适当的双向串联弹簧反应时，使致动器的设计寿命延长8倍，并使滚珠螺母速度降低了约两倍。这样做有巨大的优点：增加致动器的耐久性，减轻致动器的重量(减少了实现设计寿命目标所需的滚珠轴承数量和滚珠螺母直径)，并减少噪声。

图10C是根据本发明的一个示例实施例，一种用于实施下肢假体装置(例如图17A-17E所示装置1700)阻抗控制的控制器示意图。图10D是控制图10C进行的阻抗控制的机械阻抗关系示意图。τM是线性致动器施加到下肢假体装置踝关节上的扭矩。通过合适的“高增益”补偿G_c(z)，其中，z代表离散时间信号变换，显然电机扭矩将做功，以将1)串联弹性致动器，2)“K3”并联弹性，及3)加速度扭矩施加到脚踝上的扭矩之和等于作为期望结果的扭矩指令Γ_c。

和

用于表示用于这些机械参数的模型估算值，并因此作为基于模型控制的参考。

图10F的示意图是表示如何采用以零力矩枢轴为参考的地面反作用力来确定稳定假体装置佩戴者的倒立摆动力学特性所需的恢复扭矩。扭矩(Γ_CM)施加在系统(例如佩戴假体的人和假体的组合)的质心，以便基于下面的方程保持佩戴者的平衡：

${\mathrm{\Γ}}_{\mathrm{CM}}=r_{{\mathrm{ZMP}}_l}^w\×f_l+r_{{\mathrm{ZMP}}_1}^w\×f_t$ 方程33

其中，f_l和f_t是分别作用于前足和后足的地面反作用力。v_CM是佩戴者质心的速度矢量。ZMP_l和ZMP_t代表前足和后足的零力矩枢轴。和

分别代表质心和前后足上零力矩枢轴之间的世界坐标为参考的矢量。术语零力矩枢轴指足上的惯性参考点，围绕该点的地面反作用力分布的力矩为零。在本文的其余部分，我们还将该点称为压力中心(CoP)。

地面反作用力和零力矩枢轴

地面反作用力(GRF)是下方表面施加在足(或下肢假体装置的足元件)上的力。地面反作用力在站立期间是重要的生物力学输入。通过获知作用在零力矩枢轴(本文称为ZMP和CoP)处的总地面反作用力，下肢假体装置的控制系统(例如图17A所示控制器1712)就可以直接地在站立阶段改善(佩戴者的)平衡和优化动力输出。授予Herr等人的美国专利US7,313,463进一步描述了估算地面反作用力和零力矩枢轴位置以及假肢学、矫形学和机器人学中使用的仿生运动和平衡控制器及其方法(通过引用特此将其全部内容并入)。

图11A是假体(例如图17A所示装置1700)的小腿元件1100、踝关节1104和足元件1108的示意图，表示在一个典型行走周期的站立阶段期间GRF成分(尤其是从踝关节1104到ZMP的矢量^wr_ZMP，和GRF矢量^wF_GRF)如何变化。在研究环境中，GRF的估算通常通过在鞋底上施加传感器来完成。但是，这种外在的检测在假体和矫形器装置中不实用，因为可靠的包装方式应该优选在数百万行走周期中经得起接触应力，研究环境中通常使用的传感器却不能做到。此外，这种方式通常要求定制鞋，这通常是佩戴者所不能够接受的。

在本发明的另一个实施例中，GRF的内在检测是以一种新的方式通过合并惯性状态和小腿元件力/扭矩输入1112来实现的(例如采用图17A和17E的结构元件1732)。

图11B，11C和11D是表明图17A所示装置1700的零部件的示意图。这些图还表示确定地面反作用力和零力矩枢轴所需的零部件(线性串联弹性致动器1116(例如图17A中线性致动器1716与串联弹性元件1724的组合)和并联弹簧1120(例如图17A中的被动弹性元件1724))之间的力和力矩关系。^wr_ZMP和^wF_GRF基于下面的步骤计算：

1、采用惯性测量单元和踝关节1104角度输入来更新小腿元件1100和足元件1108的惯性状态。采用刚体假定，进一步计算在小腿元件1100和足元件1108的质心(CM)处测得的世界参考加速度和该小腿元件1100和足元件1108的角速度和加速度。

2、求解F||作为作用于小腿元件1100上的力的函数，因为这些力沿小腿元件1100的轴线分解。

3、求解F⊥作为由作用于小腿元件1100上的每个力分量和力矩分量所施加的力矩的函数。

4、采用以上步骤2和步骤3计算得到的F||和F^⊥的值求解^wF_GRF，然后平衡施加在足元件1100上的力。

5、假定^wF_GRF施加在足-地边界(即，

)，平衡绕踝关节1104的力矩。

6、求解

由于地形表面特征导致的踝关节行为

图12A表示作为行走速度函数的平地上假体装置(例如图17A所示装置1700)的仿生Γ-θ行为。图12B表示在动力跖屈期间施加的踝关节扭矩随角度迅速减小，从而背离理想的仿生反应，并从而显著减少所做的净功(在Γ-θ曲线下方的区域)，尤其是在快速行走时。

在传统的机器人系统中，采用轨迹或其它再现方式来输出可重复和可编程反应。在假体和矫形器装置中这种方式并不优选，因为佩戴者的意图会在再现片段的中间变化。例如，佩戴者也许正在快速行走，然后例如在一块冰前面突然停止。如果再现预编程轨迹或其它，那么如果不迅速改变力和扭矩(并且不引入危险)就不容易中断再现。实际上，这就是使用内在方式的原因。

为了在动力跖屈期间扩展踝关节扭矩的应用，采用取决于行走速度的归一化触地长度作为衰减峰值跖屈扭矩Γ₀的手段。通过使用根据结合图2A-5的描述得出的理想化足模型和通过测量在受控背屈和动力跖屈期间足元件的惯性姿态来估算触地长度。如图12C所示，当足从足平放转变到足尖离地时，理想化足的分段将落在地形之下，从而能够估算触地长度。图12D表示了L_{地面-接触}如何从足平放变化到足尖离地。

图12E表示在动力跖屈期间，接触长度衰减的速度依赖表如何使用归一化触地长度作为实现仿生行为的手段。可以通过在受控环境中动态地测量地面反作用力和非截肢者的足元件姿态作为行走速度的函数来计算这些表。可以对每一行走速度计算衰减函数和触地长度之间的函数关系。这些表可存储在假体装置的控制器中作为参考关系。这些函数可调整为能够在假体装置装配在佩戴者上时适合佩戴者的特殊需要。

如前所述，与使用显式轨迹或再现手段相反，采用内在反馈的动机之一是适应佩戴者意图的变化(例如决定快速停止)。采用触地长度作为衰减踝关节扭矩的方式的内在检测不够全面适应包括停止和改变方向在内的佩戴者意图变化。参见图12G，在本发明的一个在假体装置上实施的实施例中，采用时间依赖衰减系数与触地长度衰减相关联。可以挑选该衰减的时间常数τ，以便消除动力跖屈驱动扭矩，从而防止与佩戴者意图变化相关的危险。τ通常为50-100msec。

优选地，该假体装置能够使佩戴者在所有地形上不费力地更快速行走。仅仅适应地形环境(上下楼梯、上下坡)的变化是不够的。应该优选适应地形表面特征的变化，因为这会导致打滑(例如冰/雪)或下沉(泥、雪、沙、细砾石)危险。可以采用零力矩枢轴轨迹的内在检测，以便在变化地形表面特征上行走时优化行走性能和/或消除危险。

图12F表示在典型行走运动期间，估算的零力矩枢轴矢量y分量

如何变化。如图所示，在不打滑状态下，在足平放(3)状态和足尖离地(4)状态之间，

一定是单调上升的。这是因为，在该期间是足跟抬离地形表面(随行走周期进展而越来越抬高)。如果零力矩枢轴的速度总是沿着负y轴移动，那么足就打滑。以一种类似于车辆中如何实施防抱死制动的方式，该假体装置可以使扭矩减少由从负零力矩枢轴速度积分获得的衰减倍数。在一个实施例中，为了减少噪音敏感度，只对低于噪音阈值的负速度进行积分。

图13A和13B提供了一种用于本发明的一个示例实施例的状态控制环境，其例如应用于图17A-17E所示的装置1700。正常行走包括在两个阶段之间的循环：摆动阶段和站立阶段。图13A描述了一个涉及行走运动的控制系统方案，其中，站立阶段由足跟触地1320开始。

代表以地面为参考的世界坐标系中踝关节速度的z分量。图13B表示了行走运动，其中，站立阶段从足尖触地1324开始。

用于在整个步态周期驱动假体或矫形器的示例控制系统行为

图13A和13B表示了当脚踝在摆动阶段1304和站立阶段1308之间转变时，控制系统1300改变脚踝的行为。该控制系统1300在摆动阶段施加位置控制1328，即定位脚踝，以便避免在早期摆动阶段状态下绊倒的危险，以及在后期摆动阶段状态对于特殊地形条件(斜坡，楼梯，台阶)优化足跟-足尖触地的迎角(自适应踝定位)。当脚踝在足跟/足尖触地、足朝下、峰值能量储存(有幂硬化的背屈)、动力跖屈和足尖离地事件之间转变时，该控制系统1300在站立阶段施加阻抗和扭矩控制1332，即优化脚踝的惯性、弹簧和阻尼特性。

图13C表示根据本发明的一个示例实施例，一种用于给下肢装置(例如图17A的装置1700)施加位置控制的方法。期望的是，在佩戴者和/或装置的控制器确定足尖1340将能通过佩戴者前面的地形之前不向前移动足元件1348。实现此目的的一种示例方式是一直等到足元件1348的足尖1340相对于下面的地形而言在足尖1340的上一个已知位置之上有足够距离为止。在该实施例中，通过仅在当足元件1348的足尖1340在时间点t和时间点t_k-1之间沿地形表面的法向矢量测得的净空距离被确定为大于(ε₀)之后才开始旋转踝关节1340，控制系统1300施加位置控制1328。这就使足尖1340遭遇绊倒危险的风险最小化。在一个实施例中，如前所述，采用惯性测量单元的测量值来确定在两个不同时间(t和t_k-1)的足尖1344位置。本领域的技术人员将理解如何采用其它方案来确定何时适合向前移动足元件1348。在一些实施例中，控制器可以基于例如在背屈期间的足扫掠空间是否达到相对于地形表面的期望净空来确定是否适合向前移动。

概括地说，本发明的该实施例，该假体装置采用逐步的地形适应，意图在所有行走任务环境中获得真实的仿生行为：包括平地行走、上下楼梯和上下斜坡。图14A概括了实现逐步适应的过程。在摆动阶段，惯性测量单元提供内在检测输入(与外在神经元/肌电输入相反)，从而能够使该装置从摆动阶段轨迹特征提供的线索中识别地形环境。自适应摆动阶段脚踝定位是指脚踝枢转角度θ，以便实现自然的足跟或足尖触地，这对于通过对摆动阶段轨迹线索进行地形环境识别而确定的最可能地形环境是最优化的。

图14B表示踝关节假体在三种不同行走环境中施加的示例阻抗。图14B是所需脚踝扭矩1404(单位：Nm/kg)与踝关节角度1408(单位：度)的关系曲线图。该图包括三个曲线1412、1416和1420。曲线1412表示在5度上坡行走时踝关节扭矩1404与踝关节角度1408的关系。曲线1416表示在5度下坡行走时踝关节扭矩1404与踝关节角度1408的关系。曲线1420表示在0度坡(平地)行走时踝关节扭矩1404与踝关节角度1408的关系。这些曲线的斜率等于刚度(或一般而言阻抗)。封闭曲线Γ-θ包围的面积对应于特定地形环境(例如，斜坡、楼梯)和行走速度所需的不守恒功的量。如图所示，与平地行走相比，要完成上坡的行走任务需要踝关节假体提供更多的功，因为曲线1412内的面积大于曲线1416内的面积。

混合式下肢增强系统的一般化

图15示意性表示根据本发明的一个示例实施例的下肢生物力学装置1500。在一个实施例中，装置1500是增强佩戴者行走能力的矫形器装置。在另一个实施例中，该装置1500是附连到佩戴者身体上的矫形器装置，用于支撑和/或矫正佩戴者髋、大腿、小腿和足的肌肉骨骼畸形和/或异常。在另一个实施例中，该装置1500是附连到佩戴者身体上的外骨骼装置，用于帮助或增强佩戴者下肢的生物力学输出(例如增强佩戴者下肢强度或运动性)。

该装置1500是由多个连杆(或元件)和把连杆连接起来的关节所代表的连杆机构。该装置1500包括足元件1508(L₀)，它通过踝关节1512连接到小腿元件1516(L₁)。该装置1500还包括通过膝关节1520连接到小腿元件1516的大腿元件1524(L₂)。该装置还包括把大腿元件1524连接到佩戴者躯干1532(L₃)的髋关节1528。1504的质心是装置1500和佩戴者组合体的质心。

足元件1508在零力矩枢轴1540处接触足元件1508下方的地形1536。足元件1508包括足尖部1544和足跟部1548。装置1500的每个关节还包括致动器，带有广义的扭矩(力)矢量Γ_i、位移矢量ξ_i和阻抗矢量K_i，其中，i＝0对应于踝关节1512，i＝1对应于膝关节，i＝2对应于髋关节。每个关节致动器可包括机械元件(例如，滚珠丝杠致动器或旋转谐波传动装置)、人体肌肉、或二者都包括。关节位移通常采取角位移(旋转)的形式，但是也可以包括例如在典型膝关节中看到的线性位移和角位移的组合。连杆i的姿态用4×4矩阵表示，以限定该连杆原点及其坐标系内的单位矢量(在世界坐标系W内的单位矢量)。

因此，通过连杆机构约束关系(尤其是通过把连杆i-1的姿态与由广义位移ξ_i限定的变换相乘)和特定连杆参数(连杆长度、倾斜和收敛角度)，可以确定每个连杆j的姿态。例如，如果已知胫的姿态，就可以计算足、大腿和躯干的姿态，假定已知这些连杆机构的广义位移，或者是通过直接进行检测，或者使用惯性传感器进行检测。每个连杆内在的传感器信息矢量封装在我们称为内在检测单元(ISU)内。内在传感器的例子包括对广义位移的直接或间接测量、对连杆角速率和加速度的测量(例如使用惯性测量单元)、对作用在连杆上的力或扭矩分量的测量或估算、对连杆上或连杆附近的特定神经通路输出的多通道计算机绘图(例如范围图)或测量。

地形被建模成具有表面性质α(x，y)的轮廓函数z(x，y)。在本文中，表面性质将包括弹性/塑性、阻尼特性和表面摩擦系数，它们足以使脚能够得到表面牵引力和获得表面能量，因为这与足元件触地和蹬离所需的功相关。

图16示意性表示根据本发明的一个示例实施例用于确定佩戴者大腿元件、髋元件和躯干姿态的方法。在采用机器人式膝假体或矫形器的下肢系统中，也可计算人髋的位置，或者是通过在大腿上并入惯性测量单元，或者是通过测量膝相对于小腿元件的角度。如果在躯干上也采用惯性测量单元，也可即时计算躯干的姿态。替代地，可通过测量髋关节两个自由度的位移来计算姿态。在小腿元件零速修正期间，通过混合式系统连杆机构对速度约束的链接，可校正对躯干惯性测量单元上速率陀螺仪和加速度计漂移引起的躯干姿态预测误差的补偿。

图16表示一种姿态重建方法，其中，采用j，j-1速度约束来校正躯干姿态

大腿姿态

和躯干/身体质心姿态

的预测。步骤1(1604)获得小腿元件1620(连杆1)的零速修正输出，以确定小腿元件的姿态，如上参照图2A-5所述。大腿元件1624(连杆2)和躯干元件1628(连杆3)的解决方案(步骤2和3)分别仿效步骤1(1604)的例子，但是在这些情况下，速度约束是非零，并且通过来自前一个连杆的变换和旋转速度预测。

示例机械设计

图17A是根据本发明的一个示例实施例，一种下肢假体装置1700的示意图。该装置1700具有安装接口1704，使其能够附连到佩戴者的互补下肢肢体插座元件。该装置1700还包括结构元件1732(这里也称为锥体)，其连接到安装接口1704和小腿元件1712(这里也称为胫)的第一端1752。在一些实施例中，基于使用连接到装置小腿元件的结构元件(锥体)进行的传感器测量，确定施加到装置小腿元件上的轴向力和力矩。该锥体是仪器化结构，它是假体的零件，并连接到佩戴者的肢体插座。在一个实施例中，控制器使用该锥体(结构元件)测量来确定施加于小腿元件的轴向力和力矩。在该实施例中，该结构元件1732通过一组销1711连接到小腿元件1712的第一端1752。销1711穿过小腿元件1712内的一组孔1713和结构元件1732内的一组孔1715(如图17E所示)。

结构元件1732的顶表面1731朝向安装接口1704，底表面1733朝向小腿元件1712。小腿元件1712还在踝关节1740处在小腿元件1712的第二端1744处连接到足元件1708。踝关节1740(例如转动轴承)允许足元件1708围绕x轴相对于小腿元件1712转动。足元件包括足跟1772和足尖1776。

装置1700还包括具有第一端1736和第二端1748的线性致动器1716。该线性致动器1716产生线性运动1703。线性致动器1716的第一端1736连接(例如通过转动轴承)到小腿元件1712的第一端1752。装置1700还包括与线性致动器1716串联的第一被动弹性元件1728。该被动弹性元件1728连接到足元件1708和线性致动器1716的第二端1748。该被动弹性元件1728在该被动弹性元件1728的近端1730处连接到足元件1708(例如通过转动轴承)。被动弹性元件1728的远端1726连接在线性致动器1716的第二端1748之间(例如通过转动轴承)。线性致动器1716施加绕踝关节1740的扭矩。

装置1700还包括具有第一端1756和第二端1760的可选第二被动弹性元件1724。该第二被动弹性元件1724提供与小腿元件1712并联的单向弹簧力(提供并联弹性)。该第二被动弹性元件1724的第一端1756连接到小腿元件1712的第一端1752。该第二被动弹性元件1724的第二端1760连接到足元件1708。但是，在跖屈期间，该弹簧不接合，因此只给装置提供单向弹簧力。

在一些实施例中，第二被动弹性元件1724是非顺应性止动件，其只存储很少能量或不存储能量，并在动力跖屈期间限制脚踝进一步转动超出预定角度。

图17B和图17C表示图17A所示下肢装置的一部分，示出第二被动弹性元件1724。该第二被动弹性元件1724在背屈期间而不是在跖屈期间存储能量。该弹性元件1724具有双悬臂接合部(在第一端1756和第二端1760之间的位置1780处夹住)。该弹性元件1724具有渐缩形状1784，以便通过把沿弹性元件1724整个长度(沿y轴)的弯曲应变最大化而使弹性元件1724提供有效的能量存储。在一些实施例中，归一化弹簧常数的范围为0-12Nm/rad/kg。在该范围的高端，能量存储约为0.25J/kg。

该弹性元件1724的凸轮/斜坡结构有助于使弹簧常数适应佩戴者的重量。凸轮元件1788位于弹性元件1724的第二端1760。斜坡元件1792位于足元件1708上。凸轮元件1788在背屈期间与斜坡元件1792接合。但是，凸轮元件1788在跖屈期间不与斜坡元件1792或装置1700的另一部分接合。因为在跖屈期间凸轮元件1788不与斜坡元件1792或装置1700的另一部分接合，所以弹性元件1724仅在背屈期间存储能量。在一个实施例中，斜坡元件1792的位置可以螺旋调节，以允许佩戴者或第二方适应凸轮元件1788的斜坡接合，以便使能量存储特性与佩戴者的行走习惯相符。为了修改被动弹性元件1724的能量存储特性，操作者可以相对于凸轮元件1788的位置调整斜坡元件1792的位置。

在替代实施例中，在斜坡中集成了致动器，用于调整第二被动弹性元件1724接合时的踝关节角度(弹性元件接合角度)。这在例如佩戴者上坡、上楼梯和跑动时将使踝关节1740能在摆动阶段背屈，而不与弹性元件1724接合。

被动弹性元件1724还用来在背屈状态弹性元件1724被接合时增加装置1700的频率响应。装置1700在背屈期间的动态得益于快速响应(带宽)串联弹性致动器(即线性致动器1716和第一被动弹性元件1728的组合)。与第二被动弹性元件1724相关的弹簧常数把装置1700的带宽增加了倍数β，其中：

β＝(K₃(1+K_S/K₃)^1/2/K_S)^1/2        方程34

其中，K₃是第二被动弹性元件1724的弹簧常数，K_s是线性致动器1716和第一被动弹性元件1728组合体的弹簧常数。在本发明的一个实施例中，第二被动弹性元件提供的β为1-3；从而将装置1700的带宽从约5Hz增加到约15Hz。

第二被动弹性元件1724在两端采用了燕尾形1796，以便能够在两端夹紧，而无需使用安装孔。在一个实施例中，第二被动弹性元件1724用复合纤维材料制成。安装孔将形成应力强度，导致在被动弹性元件1724内纤维位错，这将损害弹簧强度。端部夹具1798具有互补的形状，以将被动弹性元件1724保持就位。在本发明的一个实施例中，将环氧树脂用在夹具中，以便将第二被动弹性元件1724永久固定在端部夹具中。在没有燕尾形1796时，该环氧树脂关节更容易失效。

该被动弹性元件1724采用渐缩形设计，以使弹性元件1724中的能量存储最大化，以保证在给定偏转情况下在整个长度上能量存储密度恒定。参见图17D，示出了被动弹性元件1724的自由体受力图，表示滚轮力F_滚轮和小腿元件力F_胫如何联合而通过中心枢轴产生相等的反向力。在该实施例中，滚轮力和小腿元件力距中心枢轴等距离地施加。在端部的力F联合产生中心枢轴力17F。采用标准薄梁关系，作用在距中心枢轴距离x处的力矩线性变化，即，在中心处以值FL开始，在x＝L处降为零，其中，L是被动弹性元件1724在施加力的位置之间的长度。沿x的能量存储密度与力矩(M(x))和表面处应变(ε₀(x))的积成比例，其中：

$M\left(x\right)=F(\frac{L}{2}-x)$ 方程35

${\mathrm{\ϵ}}_0\left(x\right)=\frac{M\left(x\right)}{{\mathrm{EI\ω}}^{*}}=\frac{F(\frac{L}{2}-x)}{{\mathrm{EI\ω}}^{*}}$ 方程36

对于给定复合材料层压板来说，表面应变保持低于临界值ε^＊。对于给定力矩，在表面应变设定为临界值时，梁内能量密度将被最大化。为了保持能量密度恒定并在其最大值，梁的最优宽度w^＊(x)由下面的关系式限定：

$w^{*}=w^{*}\left(x\right)=\frac{F}{\mathrm{EI}{\mathrm{\ϵ}}_0^{*}}(\frac{L}{2}-x)$ 方程37

在一个实施例中，渐缩形状1784从梁中心开始线性变化。采用该设计方法，与梁没有渐缩形状1784相比，弹簧的能量存储放大了2倍以上。由于复合弹簧材料不是均质的并且由于薄梁方程是不适用的，因此用计算工具来估算被动弹性元件1724内的能量存储密度。能够存储最多能量的形状非常依赖于纤维层压板、叠层设计、厚度和被动弹性元件1724附连到装置1700的确切方式。但是已经确定，线性渐缩形状释放的能量存储在最优值的约10％内。在一个优选实施例中，使用了线性渐缩形状，这是由于比较容易采用水射流法在叠层复合材料板上切割出线性渐缩图案。在替代的次优实施例中，可以使用非渐缩形的弹簧。

图17E表示结构元件1732(这里也称为锥体)的一个实施例的透视图。该结构元件1732连接在安装接口1704和小腿元件1712的第一端1752之间。该结构元件1732通过一组销1711(如图17A所示)连接到小腿元件1712的第一端1752。销1711穿过小腿元件1712内的一组孔1713和结构元件1732内的一组孔1715。销1711允许转动自由度，以防结构元件1732内的应变被错误地记录为结构元件1732内的轴向力和力矩。在该实施例中，结构元件1732能够测量踝关节1740上的力矩和轴向载荷，以便例如能够积极检测“足朝下”状态以供控制装置1700功能的控制器1762状态机使用、能够对施加的力矩进行测量以供动力跖屈期间采用的正反馈反射控制使用以及能够对脱扣进行积极检测以供集成在控制器1762中的保险系统使用。

在该实施例中，结构元件1732设计为受弯构件，以放大在运行期间由施加在装置1700上的内外侧力矩和轴向力引起的应变场。当施加内外侧力矩(围绕x轴的力矩)时，结构元件1732在围绕中心适配器安装孔1734的区域1738和1742内形成了符号相反的高量值应变场(区别应变场)。在只施加轴向力时，这些区别应变场不出现。该结构元件1732包括粘结在结构元件1732底表面1733上的两个力矩敏感区域(分别为1738和1742)的每个上的应变计(1782和1786)。这些应变计施加在Wheatstone电桥的相对两侧。控制器1762连接到该Wheatstone电桥以便测量应变。应变测量用于测量结构元件1732上的力矩。在一个实施例中，测量灵敏度大约为0.15N-m，其中，在此情况中，灵敏度限定了在500Hz数字取样时的最小可分辨变化(信号比噪音约等于1)。

与力矩引起的应变对比，在中心适配器安装孔1734周围区域1746和1754内由沿内外侧轴线的轴向力引起高应变。这些应变出现在沿内外侧轴线机加工出的狭缝(分别为1758和1770)下面的0.76mm厚度的区域内(区域1746和1754)。狭缝上方的部分必须足够厚，以在薄的下部有最小应变的情况下传递力矩载荷。当只施加力矩载荷时，该应变大小在薄的部分显著减小。结构元件1732包括粘结在结构元件1732底表面1733上的两个轴向载荷敏感区域(分别为1746和1754)的每一个中的应变计(1790和1794)。这些应变计施加在Wheatstone电桥的相对两侧。控制器1762连接到Wheatstone电桥，用于测量应变。应变测量用于测量结构元件1732上的轴向力以及从而测量小腿元件1712上的轴向力。机加工狭缝1758和1770放大了轴向引起的应变，而不会损害结构元件1732的结构完整性。

由于结构元件1732处于佩戴者残肢插座(未示出)和装置1700之间的关键结构支撑链中，因此在一个实施例中结构元件1732优选设计为承受大于60N/kg的轴向载荷。在该实施例中，轴向测量的灵敏度在约50N的范围内，这远低于用于检测装置是否已经被牢固放置在地面上时该装置1700通常使用的约100N的阈值。在装置1700的标定期间，确定了2×2的灵敏度矩阵，以便能够从成对应变测量值中导出真实力矩和轴向力。

图17F是根据本发明的一个示例实施例，用于测量施加到小腿元件上的轴向力和力矩的替代方法的剖视图。在该实施例中，结构元件1732采用受弯设计，以放大其底表面1733的位移，从而能通过冗余方式得出轴向力和平面内力矩(两个自由度)的方法。在该实施例中，装置1700包括位移检测装置1735，用于测量结构元件1732的偏转，以便确定施加到小腿元件1712上的力矩(扭矩)和轴向力。

在该实施例中，位移检测装置1735包括印刷电路组件(PCA)，它采用了一个或多个位移传感器1737(例如接触或非接触式位移传感器)。传感器在每个检测坐标处测量传感器1737和结构元件1732底表面1733之间的距离。

在一个实施例中，相对于结构元件1732底表面1733而言的PCA上印刷线圈互感的变化用于测量当地表面变形(位移)。在该实施例中，结构元件1732中的逆循环“涡流”电流用于随线圈和结构元件1732底表面1733之间的距离增大而减少线圈电感。也可以采用其它位移检测技术，包括非接触式电容和光学传感器，或者是采用集成在PCA上的力敏电阻器、压电元件或应变计的接触式传感器。通过对位移传感器阵列进行取样，可以采用离线标定过程期间计算的灵敏度矩阵来估算轴向力和力矩。

在该实施例中，结构元件1732通过螺钉固定在小腿元件1712上，不需要采用图17E所示实施例中的销1711。螺钉固定方法降低了重量和制造复杂性。此外，这种固定方法放大了在设置位移检测装置1735的结构元件1732中心处测量到的位移。图17G示出如何采用在印刷电路组件上的圆形阵列位移传感器来计算平面内力矩矢量和轴向力。如图所示，偏置和正弦位移函数的解调用于估算力矩和力。也可以使用其它位移传感器阵列结构作为力矩和力的内在检测方式。

力矩和力检测用作行走状态变化的发信号指示方式。此外，小腿元件1712力矩的测量作为反馈方式，通过该反馈方式，在动力跖屈时获得反射行为。当与惯性和致动器反馈结合时，该内在的力矩和力测量用于计算地面反作用力和零力矩枢轴，这些对于牵引力控制和平衡非常有用。因此，将内在的力矩和力检测与惯性测量单元和状态控制处理功能打包起来非常有益。图17F表示这些功能如何在PCA上实现。这样的PCA可以实施为FR-4材料与稳定芯材(例如Invar材料)的夹层结构，稳定芯材用作刚性插入基层，位于顶侧位移检测FR-4层和包括信号处理层的底部FR-4层之间。将这些材料和功能集成在单个组件内就不再需要用于互连这些功能的布线和其它可能不可靠的装置。这种集成还允许了一种独立的工具，假体医师可以使用该工具来建立被动假体和学习步态参数(包括能量回归和行走统计)。

参见图17A，装置1700还包括控制器1762，它连接到线性致动器1716，用于控制该线性致动器1716。在该实施例中，控制器位于装置1700的外壳1764内，以免遭外界环境影响。外壳1764内的电池1768给装置(例如控制器1762和与装置1700相关的各种传感器)提供电力。

装置1700包括惯性测量单元1720，用于预测踝关节1740、足跟1772和足尖1776相对于前一个足尖离地位置的惯性姿态轨迹。惯性测量单元1720与控制器1762电连接，并为控制器1762提供惯性测量信号，以用于控制装置1700的线性致动器1716。在一个实施例中，惯性测量单元1720采用三轴加速度计和三轴速率陀螺仪。三轴加速度计测量沿三个正交轴的当地加速度。三轴速率陀螺仪测量围绕三个正交轴的角旋转。通过采用公知的数值积分方法，可以计算足结构上任何点处的位置、速度和姿态。

在一些实施例中，惯性测量单元1720用于探测地形坡度以及台阶与楼梯的出现，从而能够优化足在触地前相对于下方地形的“迎角”以及在站立阶段的踝关节弹簧平衡位置。在一些实施例中，惯性测量单元1720用于确定佩戴者的行走速度和地形条件(地形的特征、表面特性或不规则性(例如，地形有多粘，地形有多滑，地形是粗糙的还是光滑的，地形有无障碍例如岩石))。这使佩戴者能够在所有类型的地形上自信地行走。惯性姿态包括：在固定地面参考(世界)坐标系内小腿元件1712的三个自由度的定向，通常作为齐次变换的定向分量(在世界参考系内限定x，y和z轴的三个单位矢量)或作为四元数；世界坐标系内踝关节1740的平移；以及世界坐标系内踝关节1740的速度。在该实施例中，惯性测量单元1720物理连接到小腿元件1712。在一些实施例中，惯性测量单元1720连接到装置1700的足元件1708。

图17H示意示出根据本发明的一个示例实施例，与图17A-17G所示装置一起使用的状态估算和致动器控制器(状态和致动器控制PCA-SAC)。在该实施例中，控制器1762使用双40MHz dsPIC(由Microchip^TM制成)处理器来控制和协调线性致动器1716(例如图5A和5B的旋转电机504)和惯性测量单元1720。在该实施例中，使用空间矢量调制来实施无刷电机控制，以产生使电机RPM最大化的最优脉冲宽度调制驱动。空间矢量调制是一种用于多相AC发电的PWM控制算法，其中，对参考信号进行定期取样。信号源或电源的PMW涉及三相电机绕组电压占空比的调制(例如旋转电机504)。在对参考信号的每次取样之后，在适当的取样时段选择邻近参考矢量的非零主动开关矢量和一个或多个零开关矢量，以便合成参考信号。

控制器1762接收各种输入信号，包括来自惯性测量单元1720的惯性姿态信号1781，来自结构元件1732应变测量的扭矩和轴向力信号1783，来自位于踝关节1740内的霍尔效应传感器的踝关节角度信号1785，来自编码器(例如图20A所示编码器2040)的电机位置信号1787(带有索引和绝对电机位置的正交编码器)，来自串联弹性元件1728的应变传感器1704(参见图18A)的应变信号1789，以及控制器参数1791(例如装置配置数据，佩戴者特定调谐，固件更新)。此外，控制器1762输出各种信号，包括装置性能数据1793(例如，实时数据，错误日志数据，实时表现数据)，踝状态更新1795。此外，控制器1762给线性致动器1716输出指令，并从线性致动器1716接收致动器反馈信号(概括而言是信号1797)，例如，提供给线性致动器1716的电力电子设备的三相脉宽调制信号，提供给线性致动器1716的电池电量，以及来自线性致动器1716的电流反馈测量和温度测量。

该实施例使用传感器反馈来识别当装置1700在站立阶段状态和摆动阶段状态转变时的状态变化。通过采用冗余测量和各种传感器检测，还识别故障条件并驱动装置1700进入适当的安全状态。通过采用自载的实时时钟，对故障进行时间标记，并将其存储在自载的e2pROM(错误日志)中。错误日志的内容由假体医师和/或制造商服务人员无线地获得。在该实施例中，电机驱动器PCA(MD)从SAC PCA获取脉宽调制(PWM)指令，以接通电机绕组的电流。MD将检测到的电流和功率信息传回SACPCA，以便它可施加闭环控制。

在该实施例中，IMU PCA名义安装在矢状平面(平行于胫骨前部的当地平面)内，并采用三轴加速度计、双轴速率陀螺仪(ω_z和ω_x)和单轴速率陀螺仪(ω_y)。在该实施例中，使用的坐标系定义限定y轴作为向前的，z轴作为向上的，x轴定义为y轴和z轴的叉积(y×z)。IMU以500Hz的系统取样速率从SAC接收状态信息。它传递脚踝状态矢量，尤其是脚踝枢轴的位置和速度、足跟的位置和足尖的位置，这些全都是相对于前一步的足平放位置而言的。

图17I和图17J是图17A中装置1700的示例等效电路的示意图。电路符号用于描述机械元件，电阻器代表阻尼扭矩与速度成线性关系的机械部件，电容器代表带有旋转惯性特性的机械部件，电感器代表具有线性弹簧性质的机械部件。采用这样的电路标记，电流对应扭矩，电压对应角速度。

电路元件定义为如下：J_胫是小腿元件(胫)和膝以下残肢的未知等效惯性(例如图17A中小腿元件1712的惯性)；J_电机是等效的电机和滚珠丝杠传动组件惯性(例如图17A中的线性致动器1716的惯性)；

是压缩状态下串联弹簧(例如图17A的被动弹性元件1728)的扭转弹簧常数；是拉伸状态下串联弹簧的扭转弹簧常数；K₃是单向并联弹簧(例如图17A的被动弹性元件1724)的扭转弹簧常数；J_脚踝是脚踝下方足结构(例如图17A中的足元件1708)的旋转惯性。模型中的电流(扭矩)源定义为如下：Γ_人是佩戴者身体施加在小腿元件(例如小腿元件1712)上的未知扭矩；τ_电机是致动器(例如线性致动器1716)施加的扭矩；Γ胫是采用结构元件(例如图17A和17E的结构元件1732)测量的扭矩。

图17I表示串联弹簧和并联弹簧作为能量存储元件的重要性。存储能量的使用减少了在不使用存储能量的情况下线性致动器所需的功率消耗。此外，K₃弹簧的另外目的是作为横跨脚踝惯性的分流器，以增加脚踝弹簧的共振。

图17J表示在该实施例中如何采用传感器来提供高保真度位置和力控制以及获得提供固有安全设计所需的传感器冗余和多样性。如图所示，踝关节位置

如下得出：

方程38

其中

方程39

θ的冗余测量通过使用霍尔效应角度传感器获得，从而能验证脚踝是否正在由控制系统适当操控。在一个实施例中，霍尔效应传感器包括位于装置1700外壳1764内的SAC PCA上的霍尔效应装置。该霍尔效应传感器还包括连接到足元件1708上的磁体。场效应的大小(传感器的信号输出)以已知的方式响应角度关节旋转(即磁体相对于霍尔效应装置的运动)而变化。在制造装置1700的期间标定霍尔效应传感器，例如通过测量传感器的输出，以符合霍尔效应装置相对于磁体的已知位移。在其它脚踝角度测量实施例中，在小腿元件上的线圈上测得的互感具有作为脚踝角度函数的已知关系，可以标定电感，以便以对线性致动器内电机或其它杂散场产生的磁场不敏感的方式计算角位移。并且，如图17J所示，也测量佩戴者施加的脚踝力矩。这能够使线性致动器适合(例如增加刚度)获得反射行为。

图18A、18B、18C和18D是根据本发明的示例实施例图17A的被动弹性元件1728的示意图。被动弹性元件1728提供双向刚度，并与线性致动器1716和足元件1708串联连接。被动弹性元件1728一端连接到线性致动器1716的第二端1748，另一端连接到足元件(未示出)。被动弹性元件1728包括连接到被动弹性元件1728的应变传感器1704，用于测量被动弹性元件1728内的应变。在该实施例中，应变传感器1704是应变计，它的响应被标定，以便测量线性致动器1716施加的力，并从而测量线性致动器1716施加的绕踝关节1740的力矩。采用图17A的控制器1762测量应变计信号。

在该实施例中，被动弹性元件1724是加工成形的碳纤维层压板，其提供所需的双向(双向弯曲功能)归一化驱动刚度。在一个实施例中，被动弹性元件1724的优选压缩量为：14-25N-m/rad/kg，优选拉伸量为：4-8N-m/rad/kg。生物力学的力和扭矩随佩戴者的身体质量变化。当标定假体和矫形器装置时，通常对设计参数指标进行归一化。例如，装置的串联和并联弹性可标定为随身体质量变化，或者设计为提供离散值，这些离散值意在覆盖数个身体质量范围。压缩量和拉伸量范围反映了由于整个旋转范围上(从最大跖屈到最大背屈)到踝关节的线性致动器力矩臂差别所引起的扭矩变化。串联弹簧常数被优化为，在摆动阶段背屈位置控制期间(当弹簧处于压缩状态时)，例如当脚踝在行走过程中足尖离地之后立即重新定位时，相对而言是不顺应的。但是，维持一定的顺应性，以便使线性致动器免受冲击载荷。

参见图18C和18D，通过朝向被动弹性元件(弹簧)1728的远端1726插入背屈转动底部约束件1708，在处于压缩状态的被动弹性元件1728中获得高刚度。这种约束措施减少了在压缩期间(朝向背屈)在串联弹簧1728弯曲时线性致动器1716的有效力矩臂。在拉伸状态下，通过更加朝向弹簧约束件的近端1730设置跖屈顶部约束件1716，力矩臂得到有效增加。采用较长力矩臂，弹簧梁将更自由地弯曲，从而减少拉伸状态的弹簧常数。除了双侧刚度特性以外，在一些实施例中，还对被动弹性元件1728的弹簧常数进行优化，以便使滚珠丝杠转动速度最小化。通过设计，弹性元件1728的该实施例具有不对称特性，即，在拉伸状态时比在压缩状态时提供更高的顺应性。在拉伸状态时的较高顺应性增加了串联弹簧1728内的能量存储以用于动力跖屈。该能量在涉及动力跖屈的约第一个100毫秒内释放，从而减少线性致动器1716所需的能量贡献。在线性致动器采用与旋转电机结合的滚珠丝杠传动组件(例如图20A至20B所示的滚珠丝杠传动组件2024)的本发明实施例中，这还另外有益于减少滚珠丝杠传动组件的滚珠螺母组件部分的所需运行速度，以及减少了旋转电机的电机驱动要求。在此情况下，弹簧弹射足元件，而无需高速滚珠螺母定位。串联弹性的最优值为3-4Nm/rad/kg。

图19A表示根据本发明的一个示例实施例，包括有扁串联弹簧1928的下肢假体装置1900。装置1900具有安装接口1904，以便能够附连到佩戴者的互补下肢肢体插座元件。装置1900包括连接到安装接口1904的小腿元件1912。小腿元件1912还在装置1900的踝关节1940处连接到足元件1908。踝关节1940允许足元件1908相对于小腿元件1912围绕x轴转动。足元件包括足跟1972和足尖1976。

装置1900还包括具有第一端1936和第二端1948的线性致动器1916。线性致动器1916的第一端1936连接到小腿元件1912。装置1900还包括与线性致动器1916串联的被动弹性元件1928。被动弹性元件1928连接在足元件1908和线性致动器1916的第二端1948之间。被动弹性元件1928在被动弹性元件1928的近端1930处连接到足元件1908。被动弹性元件1928的远端1926连接到线性致动器1916的第二端1948。线性致动器1916施加绕踝关节1940的扭矩。

装置1900还包括控制器1960，它连接于线性致动器1916，以用于控制该线性致动器1916。在该实施例中，控制器1960位于装置1900的外壳1964内，以与外界环境隔开；但是，在该图中外壳的一部分被拆开，从而将外壳内的器件暴露出来。连接到装置1900的电池1968为装置1900提供电力(例如，控制器1960，以及与装置1900相关的各种传感器)。

图19A的被动弹性元件1928是扁簧(例如，用水切割设备制造)。扁簧降低了被动弹性元件1900的成本，并且更容易设定弹簧常数以与佩戴者的身体质量相符合。在一个实施例中，弹簧沿纵向(沿y轴)分开，以便减少由于滚珠螺母的旋转轴线和串联弹性元件1928之间缺少平行性而在线性致动器1916的滚珠螺母(例如参见图20A和20B)的零部件上产生的平面外力矩。在该实施例中，在致动器扭矩反馈回路中没有采用应变检测。相反，通过把扁簧的已知弹簧常数乘以测得的弹簧偏转(测得的踝关节1940角度θ和动力学上定义为踝关节1940角度的角度β之差，它是由弹簧偏转为零时沿着丝杠的特定滚珠螺母位置引起的)来估算通过弹簧传递的扭矩。

图19B-19C表示根据本发明的示例实施例，假体装置1900的可选两件式串联弹簧。装置1900具有安装接口1904，以便能够附连到佩戴者的互补下肢肢体插座元件。装置1900包括连接到安装接口1904的小腿元件1912。小腿元件1912还在装置1900的踝关节1940处连接到足元件1908。踝关节1940允许足元件1908相对于小腿元件1912围绕x轴转动。足元件包括足跟1972和足尖1976。装置1900还包括具有第一端(未示出)和第二端1948的线性致动器1916。线性致动器1916的第一端连接到小腿元件1912。装置1900还包括连接元件1988(例如，支架)，它采用轴承在踝关节1940处把足元件1908连接到小腿元件1912，该轴承允许足元件1908围绕踝关节1940的x轴转动。

装置1900还包括与线性致动器1916串联的被动弹性元件1928。参见图19C，被动弹性元件1928具有两个元件部分(例如，梁状部分)1994和1996。该弹性元件1928还具有位于第一元件1994上的第一端1962和位于第二元件1996上的第二端1980。该弹性元件1928还具有中间位置1996，在该位置处两个元件1994和1996汇合，并且在该位置处，两个元件1994和1996相对于彼此绕x轴枢转。当第二元件1996朝第一元件1994枢转时，弹性元件在背屈期间压缩状态下存储能量(如箭头1992所示)。

弹性元件1928的第一端1962采用轴承连接到线性致动器1916的第二端1948，该轴承允许绕x轴的转动。弹性元件1928的第二端1980采用轴承连接至连接元件1988上的位置处，该轴承允许绕x轴的转动。

实例线性致动器

图20A和20B表示根据本发明的示例实施例，用于各种下肢假体、矫形器和外骨骼装置中的线性致动器2000。图20A是该线性致动器2000的透视图。图20B是该线性致动器2000的剖视图。该线性致动器2000可以用作例如图17A中装置1700或者图4中装置400的线性致动器1716。致动器2000包括电机2004，和沿A轴提供线性动力的螺旋传动组件2024(在该实施例中是滚珠丝杠传动组件，也称为滚珠丝杠组件)。该螺旋传动组件2024作为电机驱动传动装置，将电机2004的转动运动转化为线性运动。在一个实施例中，该滚珠丝杠传动组件2024是定制的滚珠丝杠传动组件，由Nook Industries(办公地在Cleveland，Ohio)制造。该定制的滚珠丝杠传动组件的规格如下：螺距14毫米×3毫米，150毫米/秒的推力4000牛，即时应用中L1额定寿命为5百万次。在一些实施例中，该螺旋传动组件是丝杠传动组件(也称为丝杠组件)。

致动器2000包括旋转电机2004，它具有电机输出轴2008。该电机输出轴2008具有连接(例如焊接)到电机输出轴2008上的带轮2032。在一个实施例中，该旋转电机2004是高速无刷电机(EC30型电机，由Maxon Motor AG，Maxon Precision Motors，Inc.制造，办公地在FallRiver，MA)。该电机2004包括感应式增量-绝对角编码器2040，该编码器集成在电机2004内，用于确定旋转电机2004的转子和定子之间的角度校准。该编码器2040还提供控制线性致动器2000丝杠2060位置控制以及“瞬时接通”电机换向和冗余位置反馈监控所需的位置反馈信号。

该编码器2040的感应连接编码元件使系统能够进行高精度增量转子位置反馈的同时确定绝对转子-定子对准(例如，以每转10比特的分辨率)。通过交叉校验这些冗余反馈元件，能够使编码器故障引起脚踝控制不稳定的可能性降至最小。该增量编码器实现了小于300μrad的跳动，以便在滚珠丝杠传动组件2024(如下)以恒定速度运行时消除检测到的速度波动。结果，致动器2000产生的扭矩变化较少。

旋转电机2004还包括一体式电机散热器2048。在一个实施例中，散热器2048从电机2004的绕组中吸收热量，使佩戴者能以非守恒功的峰值水平行走，而不会超出电机线圈温度极限(通常为160摄氏度)。当线性致动器2000提供推力时，由于电机2004内的电阻损失(i²R损失)产生了电机发热。当线圈温度上升时，线圈电阻以0.39％/℃的速度上升，从而进一步升高了线圈温度。此外，当线圈温度升高到其极限时，电机的K_t(扭矩量，其与电机电流成比例)通常下降了近20％。这就要求额外电流消耗来完成相同量的功，从而进一步升高了线圈温度。线性致动器2000内的散热器把线圈温升降低了40％以上。由于线圈温度每降低10℃，导致电机绕组绝缘和电机轴承过早失效的磨损现象实际上减少了两倍，因此如果保持较低的电机线圈运行温度就会显著延长电机寿命。并且，采用这种内在线圈温度检测方法，只要在接近最大额定值时减少动力跖屈功率(电流)并最终在达到预定极限例如150℃时切断电池电力，就可以防止电机超过绝对最大额定值160℃。

机器人式假体通常使用轻重量紧凑电机驱动器给患肢提供脉冲式动力。在一些情况下，脉冲式功率可以重复地并且在延长的时间段高速提供。该电机铜损和涡电流损耗将引起过度积累的加热效应，从而引起电机绕组温度上升。由于铜绕组电阻随温度上升(0.39％/℃)，铜损将上升，从而放大了加热效应。有时会达到临界绕组温度极限，进一步的温度上升将给电机带来永久损害。对何时达到温度极限的检测优选由控制系统完成。

可以使用两种传统的方法来防止或检测达到铜绕组温度极限或将要达到。第一种方法中，在控制系统运行时计算铜损和涡电流损耗。这些用于驱动绕组的热模型，以便能够估算绕组温度。有时，为了获得更好的绕组温度测量，测量环境温度。这种方法的优点是实施费用低。缺点是线圈温度模型难于获得和标定。此外，通常难于对电机周围的环境温度进行良好的测量，从而造成绕组温度测量错误。

在第二种方法中，有时与第一种方法结合使用，采用设于外壳外侧或电机内侧的热敏电阻测量电机的外壳温度。优点是提供了直接测量。缺点是只能在一个点处进行测量，并且传感器的应用成本高并且通常不可靠。

一种更优选的方法是既检测温度又减轻潜在的过热状态。在这种方法中，当能够短暂地保持脚踝处于固定位置(这是为了消除对电阻计算的反电动势影响)以便进行测量时，在行走周期期间一个点处对每步测量电机绕组电阻。在一个实施例中，通过给电机绕组施加固定电流(或者固定电压并测量绕组内相应的电压(或者电流)来确定线圈温度。为了提高精确性，施加正向和反向电压(或电流)并测量电流(或电压)差。

由于电机驱动电子元件使用PWM电流控制方法，因此存在进行这种测量的所有基础设施。通过记录该绕组电阻与踝关节静止时的绕组电阻(标定常数)之间的百分数差，可以没有成本地现场估算绕组电阻。在典型的伺服系统中，由于致动器必须连续地处于闭环控制中，因此不能够进行这种测量。但是在脚踝假体中，有时候(摆动阶段)脚踝位置不必维持进行这种测量通常所需的超过5毫秒的精确控制。一旦按照这种方式计算绕组温度，控制系统就可以检测何时绕组接近临界温度。在这些时间内，用于行走的驱动力会完全减少或消除，直到温度降至安全水平。

在一些实施例中，温度传感器2052的输出提供给控制器(例如图17A的控制器1762)，以便基于电机2004的温度通过线性致动器2000来控制扭矩输出。

传动带2012将带轮2032连接至滚珠丝杠传动组件2024的螺纹轴2060，以便将电机输出轴2008的转动运动转换为滚珠丝杠传动组件2024的滚珠螺母组件2036部分的线性运动。在一些实施例中，采用并联的两个或多个传动带，每个传动带都有能力独自驱动线性致动器2000的滚珠丝杠传动组件2024，以便线性致动器2000在单个传动带断裂失效时还能够工作。在这样情况下，传动带断裂传感器2056检测状态，以及在运行期间验证传动带的完整性(例如在使用假体的佩戴者的每个步态周期中)。

在一个实施例中，采用光学传感器(例如对射型传感器)作为传动带断裂传感器，当传动带断裂时，光学传感器的输出信号以公知方式变化。在本发明的另一个实施例中，采用电容传感器作为传动带断裂传感器，当传动带断裂时电容传感器的输出以公知方式变化。

在一个实施例中，不采用带轮2032和传动带作为将转动运动转换为线性运动的装置。相反，采用一组牵引轮作为传动装置。在该实施例中，从而消除了传动带失效的威胁。

在一个实施例中，在传动带断裂的情况下，使用了线性致动器2000的装置控制器(例如图17A所示装置1700的控制器1762)把足元件相对于小腿元件的位置改变为使装置能够象被动脚踝假体那样工作的安全位置，直到线性致动器2000被修复。在一个实施例中，作为对传动带断裂传感器检测到多条传动带中的一个或多个失效的反应，控制器使旋转电机2004的三条电导线短路。使到电机2004上的三相电输入导线短路造成电机输出轴2008上产生粘滞阻力。当行走时，粘滞阻力大致保持转子输出轴固定，以便装置象被动假体那样工作。但是，当站立或坐下时，该装置可以以能够使其移动到非固定平衡位置的方式缓慢移动。每条输入导线都通过其本身的独立开关短路接地。

在一个实施例中，这些开关由充电电池(与用于操作该装置的原电池分离的电池)操纵。通过使用分离的电池，即使发生失效(或原电池耗尽)，开关也会使输入导线短路(并且使装置处于安全模式)。

在一个实施例中，螺纹轴2060包括中空的外部，该中空的外部中容纳噪声阻尼材料，用于减少致动器2000以及内部使用致动器2000的该装置产生的噪音。在一个实施例中，螺纹轴2060是直径为14毫米的不锈钢轴，带有在轴长度方向延伸64毫米的直径为8.7毫米的孔，装填有3M(办公地为St.Paul，MN)生产的

C-1002声阻尼材料。

致动器2000还包括径向推力轴承2028，用于承受由于旋转电机2004导致的传动带2024张力和丝杠2036的推力。由于传动带张力和推力导致的载荷在静止时和步态周期期间存在。

滚珠螺母组件2036包括保持多个滚珠轴承的一个或多个循环滚珠滚道2042，它们的组合支持滚珠螺母组件2036的线性运动。在一个实施例中，使用了五个滚珠滚道。致动器2000包括连接元件2020(例如图17A所示线性致动器1716的第二端1748)，该连接元件2020将致动器2000连接至例如假体装置足元件的被动弹性元件(例如图17A所示被动弹性元件1724)。

图21是根据本发明的示例实施例，可用于各种下肢假体、矫形器和外骨骼装置的线性致动器2100的透视图。线性致动器2100例如可以用作图17A所示装置1000或图4所示装置400的线性致动器1016。该线性致动器2100是图20A和20B中致动器2000的一种变型。

致动器2100包括具有电机输出轴2008的旋转电机2004。该电机输出轴2008具有焊接到电机输出轴2008上的带轮2032。电机2004包括感应式增量-绝对角编码器2040，其集成在电机2004内，用于确定旋转电机2004转子和定子之间的角度对准。该旋转电机2004还包括一体的电机散热器2048。

两条传动带2104a和2104b并联使用，而不是如图20A和20B所示只使用单条传动带2012。每条传动带都有能力以1.5x的传动带断裂容限独自驱动线性致动器传动装置，以便使线性致动器2100在单个传动带断裂失效时也能够工作。在一个实施例中，在传动带断裂的情况下，使用了线性致动器500的装置的控制器(例如图17A所示装置1700的控制器1762)能够使脚踝移动到安全位置，以便该装置能象被动脚踝假体那样工作，直到线性致动器500被修复。在一个实施例中，响应于传动带断裂传感器检测到多条传动带中的一条或多条失效，控制器使旋转电机504的三条电导线短路。在此情况下，一个或多个传动带断裂传感器将检测状态，并使脚踝移动到安全位置，以便使系统能象被动脚踝假体那样工作，直到线性致动器被修复。

两条传动带2104a和2104b将带轮532连接到滚珠丝杠传动组件的螺纹轴上(例如图20B所示螺纹轴2060)，以便将电机输出轴2008的旋转运动转换为滚珠丝杠传动组件的滚珠螺母组件2036部分的线性运动。致动器2100还包括径向推力轴承2028，用于承受由于旋转电机2004导致的传动带2104a和2104b内的张力以及螺纹丝杠的推力。由于传动带张力和推力导致的载荷在静止时和步态周期期间都存在。

滚珠螺母组件2036包括保持多个滚珠轴承的循环滚珠滚道，它们的组合支持滚珠螺母组件2036的线性运动。致动器2100包括连接元件2020(例如图17A所示线性致动器1716的第二端1748)，它将致动器2100连接至例如假体装置足元件的被动弹性元件(例如图17A所示被动弹性元件1724)。

致动器2100还包括滚珠丝杠组件密封件2108。该滚珠丝杠组件密封件2108保护丝杠免受例如污染物(例如沙子、泥土、腐蚀性材料、粘性材料)的污染。这种污染将导致致动器的设计寿命变得不确定。

示例下肢矫形器(可佩戴的机器人式膝支架)

图22A、22B和22C是根据本发明的示例实施例下肢矫形器或外骨骼装置2200(可佩戴的机器人式膝支架)的示意图。该装置2200是增强佩戴者下肢功能的膝支架。图22A是该装置2200的俯视图。图22B是装置2200的侧视图。图22C是装置2200的膝关节驱动组件2204内部示意图。装置2200的典型使用例包括，例如，代谢增强、对永久肢体病患佩戴者的永久性帮助或对临时肢体病患佩戴者的康复。

代谢增强使用例的实例涉及例如那些需要长时间高速横越艰难地形的负重佩戴者(例如士兵或其他人员)。在该使用例中，膝支架装置2200增强佩戴者自身的能力。永久性帮助使用的实例涉及没有康复可能性的遭受永久肢体病患的佩戴者(例如膝腱或半月板退化)。在该使用例中，膝支架装置2200给佩戴者提供永久帮助。涉及临时性肢体病患佩戴者康复使用例的实例涉及从受伤或其它临时状态恢复的佩戴者。在该使用例中，膝支架装置2200作为由理疗师配置的可编程遥控机器人工具，以便加速康复-通过在肌肉记忆和力量恢复时肌肉运动知觉康复的进展和逐渐减少帮助。在另一个实施例中，该方法包括：制定理疗方案，该理疗方案限定了一段时期内装置提供给佩戴者的帮助水平；以及降低装置提供给佩戴者的帮助水平，以帮助肢体病患康复。在一些实施例中，基于佩戴者对装置提供的阻抗和扭矩贡献，减少装置提供的帮助水平。

参见图22A和22B，装置2200包括小腿元件2216(也称为驱动臂)、大腿元件2228、小腿箍套2208和大腿箍套2212。小腿箍套2208连接到小腿元件2228。小腿箍套2208将装置2200附连至佩戴者的小腿。大腿箍套2212连接到大腿元件2228。大腿箍套2212将装置2200附连至佩戴者的大腿。装置2200包括用于把大腿元件2228连接到小腿元件2216的膝关节2232。膝关节2232(例如转动轴承)允许小腿元件2216相对于大腿元件2228围绕x轴转动。

参见图22C，膝关节驱动组件2204包括线性致动器，它通过传动带驱动传动装置2236来驱动膝关节转鼓2232。该线性致动器是旋转电机2240(例如无刷电机)和滚珠丝杠传动组件2244(例如图20A和20B所示电机2004和滚珠丝杠传动组件2024)。在装置2200中，电机2240的电机输出轴2256的旋转运动被转换为滚珠丝杠传动组件2244的滚珠螺母组件2248部分的线性运动。电机输出轴2256具有连接(例如焊接)到电机输出轴2256的带轮2260。电机2240包括感应式增量-绝对角编码器2264，其集成在旋转电机2240内，用于确定旋转电机2240转子和定子之间的角度对准。该编码器还为控制滚珠丝杠传动组件2244的丝杠2252位置和提供“瞬间接通”电机换向和冗余位置反馈监测提供所需的位置反馈信号。

传动带2268将带轮2260连接至滚珠丝杠传动组件2244的螺纹轴2252，以便将电机输出轴2256的旋转运动转换为滚珠丝杠传动组件2244的滚珠螺母组件2248部分的线性运动。

在一个实施例中，螺纹轴2252包括中空的外部，中空的外部内容纳噪音阻尼材料，用于减少膝关节驱动组件2204产生的噪音。膝关节驱动组件2204还包括径向推力轴承2272，用于承受由于旋转电机2240导致的传动带2268的张力和丝杠2252的推力。由于传动带张力和推力导致的载荷在静止和步态周期中都存在。

膝关节驱动组件2204还包括用于提供串联弹性的弹簧2280、弹簧保持架2284、驱动传动带2236和弹簧保持架/传动带连接件2288。在一些实施例中，采用驱动带(例如薄片弹簧钢)替代驱动传动带2236。在一些实施例中，采用驱动缆(如绞合材料圈)替代驱动传动带2236。弹簧2280是串联的被动弹性元件，以与图17A中串联弹性弹簧元件1728同样的方式起作用。弹簧保持架2284提供了放置弹簧2280的封闭空间。滚珠螺母传动组件2248连接到丝杠2252。滚珠螺母组件2248还连接到驱动传动带2236。丝杠2252的线性运动引起滚珠螺母组件2248的线性运动。滚珠螺母组件2248的线性运动引起驱动传动带2236的线性运动。驱动传动带2236的线性运动驱动膝关节2232。

该装置2200包括用于驱动和控制装置2200运行的控制器2292(例如印刷电路组件，其结合了线性致动器2204以及状态和惯性测量单元2294(例如图17A中惯性测量单元1720)的控制和处理功能)。参见图22B，装置2200还包括连接到小腿元件2216的扭矩传感器2220，用于测量膝关节驱动组件2204施加于小腿元件2216的扭矩。传感器2220在控制器2292的控制回路中用作反馈元件，用于实现对膝关节2232的位置、阻抗和扭矩(用于反射)的高保真度闭环控制。在一个实施例中，将一组力敏传感器嵌置于箍套结构中，以提供用于实现快速仿生反应的力测量。

在一些实施例中，电机角度传感器(例如编码器2264)测量电机位置，并且控制器基于电机位置来控制旋转电机以调节膝关节2232的位置、阻抗和扭矩。

在一些实施例中，装置2200包括角度传感器，用于确定传动带驱动传动装置的转鼓2232相对于电机驱动传动装置输出轴的位置，并且控制器基于该位置来控制旋转电机以调节位置、阻抗或扭矩。在一些实施例中，装置2200包括位移传感器，用于测量电机驱动传动装置内串联弹簧的位移，以确定串联弹簧上的力，并且控制器基于弹簧上的力来控制旋转电机以调节阻抗、位置或扭矩。在一些实施例中，惯性测量单元2294连接至大腿元件或小腿元件，用于确定小腿元件的惯性姿态，并且控制器基于该惯性姿态来控制旋转电机以调整阻抗、位置或扭矩。在一些实施例中，扭矩传感器2220测量传动带驱动传动装置施加在小腿元件上的扭矩，并且控制器基于施加在小腿元件上的扭矩来控制旋转电机以调整阻抗、位置或扭矩。在一些实施例中，装置2200包括角度传感器，用于确定大腿元件和小腿元件之间的角度，并且其中，控制器基于大腿元件和小腿元件之间的角度来控制旋转电机以调整阻抗、位置或扭矩。

在一些实施例中，替代电机驱动传动装置，装置2200包括连接到电机输出轴的丝杠传动组件，用于将电机输出轴的旋转运动转换为丝杠传动组件输出的线性运动。此外，连接到电机驱动传动装置输出端的驱动传动组件是连接至丝杠传动组件的冗余传动带、传输带或者缆驱动传动装置，用于将丝杠传动组件输出的线性运动转换为旋转运动，用于给膝关节提供扭矩，以使小腿元件相对于大腿元件转动。

与图20A的假体装置2000不同，膝支架装置2200与人体致动并行工作。在代谢增强和替换应用中，膝支架控制系统将提供步态周期内的全部阻抗和扭矩需求。佩戴者希望的是能够全天行走，而不会疲劳和不会有身体增强侧的费力。在康复应用中，膝支架装置2200只提供程序化的阻抗和扭矩百分数。在这些应用中，膝支架装置2200用作理疗师监控佩戴者康复的遥控机器人延伸。

在膝支架控制系统的一个实施例中，理疗师创建了在理疗师各次出诊之间的时间段中要通过膝支架以远程机器人方式实施的治疗规程。采用无线接口，病人的表现可以反馈给理疗师，从而实现远程呈现。该规程确定了帮助随时间减少的速率。当膝支架装置减少帮助时，膝支架装置将通过生物力学模型计算佩戴者的阻抗和扭矩贡献-根据改进的响应减少帮助，以便保持所需的净仿生反应。这些生物力学模型将涉及解决膝的逆动力学问题-包括小腿元件、大腿元件和躯干的惯性转动和加速度。这种六个自由度的信息将从惯性测量单元以大腿元件和膝关节角位移推导出。惯性测量单元的零速修正以与如上描述的类似方式实现。

图26示出了在行走过程中正常人步态的生物力学特征，在足跟触地的时点开始和结束。步态分为站立阶段和摆动阶段，并伴随有髋、膝和踝的所有运动要素。肌肉疾病例如IBM(包涵体肌炎)主要伴随有股四头肌无力，这会不利地影响病人安全和有效行走的能力。同样重要的是，患有IBM的病人不能安全地在休止(站立或坐下)状态和行走状态之间转变。

图27示出了股四头肌无力影响平地行走的生物力学机理。相对于图26而言，总的力学顺序在两方面不足。第一，如果在早期站立阶段膝关节刚性(或力学阻抗)不足以吸收足触地的冲击并且不足以施加恢复扭矩来保持平衡(如附图标记2710所示)，则膝在早期站立阶段会发软。股四头肌不能主动性地加强膝来吸收足触地冲击的情况将约束行走速度，就像在没有刹车器的情况下开车。注意，力学阻抗指的是关节施加的刚性，已知的是力学阻抗具有三个分量：弹簧分量，由弹簧常数和平衡位置限定，它响应于关节位移而施加线性或非线性的恢复扭矩；阻尼分量，它响应于关节速度而施加线性或非线性的粘性恢复扭矩；和惯性分量，它响应于关节加速度而施加线性恢复扭矩；第二，在后期站立阶段和早期摆动阶段，股四头肌不能施加膝制动扭矩来阻碍快速膝屈(如附图标记2720所示)。

图22A-C所示的膝装置可用作机器人辅助方案，以解决上述结合图27所确定的不足。图28示出了通过采用下肢轨迹的内在检测以及根据步态周期的阶段向病人膝关节施加仿生阻抗、增强扭矩和位置控制，使用膝装置来恢复正常行走能力，以便重建所需的步态轨迹状态、地形、体态和稳定性。

在早期站立阶段(如附图标记2810所示)，膝装置提供增大的刚性，以吸收足触地冲击能量和提供后腿能离开地面所需的稳定平台。在踝跖屈时的后期站立阶段(如附图标记2820所示)，膝装置采用大腿和胫定向的内在测量以及佩戴者行走速度的内在测量，以施加仿生的反射扭矩(与由完全功能性的股四头肌所提供的相同)，该反射扭矩推动佩戴者向上和向前以便进行代谢有效的行走。之后，当膝装置检测到下肢处于摆动阶段(如附图标记2830所示)时，膝屈曲，并且施加能够在足触地时给下肢减震(制动)的高阻抗。结果是安全并代谢有效的行走。

采用地面反作用力和零力矩枢轴的平衡

图23A表示在可变(正或负)斜率的斜坡上实现平衡的一般性问题。该问题看来涉及多连杆“倒立摆”问题，遵从于非线性反馈控制的实施。在这些解中，采用连杆角度和连杆质量属性(在此情况下，腿部分、躯干、头和臂)的信息来显式地稳定多连杆系统。但是这些显式输入不包含在下肢假体、矫形器或外骨骼装置的大多数实施例中，因此如果不是不可能的话也难于在佩戴者身上可靠地实施和封装。此外，在某些情况下，佩戴者有一条完好的腿，因此在下肢假体、矫形器或外骨骼装置之外实现部分稳定，其中，下肢假体、矫形器或外骨骼装置增强了那条完好腿的功能。

此外，图23B表示对于该平衡问题有可接受的连续统解。具体地，存在无穷的弯曲膝盖解，它们全都可以接受甚至是所希望的，这取决于人的意图(例如拿起沉重的行李或箱子，或者在玩游戏时达到平衡)。因此可以看出，期望的解将采用内在(对于下肢假体、矫形器或外骨骼装置)检测，用于辅助产生平衡的完好身体部件来获得与人意图一致的平衡。

如图23C所示模型，下肢假体、矫形器或外骨骼装置的一些实施例中采用的方案使用了对问题的简化表示。在该表示中，对小腿元件惯性状态、踝关节角度和惯性参考地面反作用力的内在检测用作驱动脚踝扭矩(例如，假体装置的线性致动器提供给踝关节的扭矩)的稳定化反馈。人体被模型化为在具有随时间变化的刚度和惯性力矩的无质量屈曲薄梁上的一系列质量(该图中仅表示了一个)。

平衡基于下面的细节实现。当下面的条件满足时，实现期望的平衡：

1、^WF_GRF与世界坐标轴z对准；

2、零力矩枢轴和踝关节的连线与世界坐标轴z的单位矢量对准；和

3、惯性小腿元件角度γ和踝关节角度θ的全部时间导数为零。

然后，导出反馈控制律，基于下面的方程使这些条件的每个平衡：

方程40

其中

${\underset{\‾}{k}}^{*}\left(s\right)=\left[\begin{array}{ccc}{k}_r^{*}\left(s\right)& k_F^{*}\left(s\right)& k_{\mathrm{\γ}}^{*}\left(s\right)\end{array}\right]$ 方程41

优化二次成本指数J，其中

方程42

及

$\underset{\‾}{k}=\left[\begin{array}{ccc}{k}_{\mathrm{\γ}}& k_{\stackrel{\·}{\mathrm{\γ}}}& k_{\stackrel{\·\·}{\mathrm{\γ}}}\end{array}\right]$ 方程43

其中，选择k的分量，以强调对成本指数的连杆角度动态贡献。在该实施例中，该控制律的解由线性二次调节器(LQR)方法提供。用外行的话说，这意味着通过采用上述数学算法和用人提供的权重因数来使成本函数最小化，找到了控制机器或过程的(调节)控制器的设定。“成本”(函数)通常定义为关键测量值相对于它们的期望值的偏差之和。实际上，这种算法因此找到了使不理想偏差最小化的那些控制器设定，例如与佩戴者的假体完成的所需功之间的偏差。通常，控制动作本身的大小包括在所述和内，以便使控制动作本身扩展的能量是有限的。实际上，LQR算法基于权重因数的工程规定来优化控制器。LQR算法的核心是寻找适当状态反馈控制器的自动化方式。

二次成本指数的使用不是必须的；但是，在一个实施例中，采用二次成本指数作为优化准则能够为分析和为下肢假体佩戴者的在位定制创建目标框架，以便获得像系统工作时可以接受的感觉，从而使佩戴者在不同地形上保持平衡。通常发现的是，控制工程师更喜欢替代的传统方法如全状态反馈(也称为极点配置)，以找到对使用LQR算法的控制器。采用这些，工程师可以在调节的参数和产生的控制器行为变化之间获得更清晰的联系。

帮助佩戴者从椅子上站起

图24A、24B和24C表示根据本发明的示例实施例，用于帮助下肢假体装置佩戴者从椅子上站起的应用平衡控制律的方法。“定时起身和行走(TUG)”通常用作评估动力和功能平衡的实验手段。给佩戴者口头指令，让佩戴者从椅子上站起，行走3米，跨过地板上标记的一条线，转身，往回走，并且坐下。为了获得良好的“TUG”表现，腿假体通常具有“起立”和“坐下”按钮，以便为假体控制系统创建行为环境。在结合了本发明原理的下肢假体装置中，在一个实施例中，对于例如通过按下按钮来设定行为环境没有明确要求。坐着、起立、坐下行为环境由假体装置的内在传感器识别。在站立和坐着期间的控制行为只是保持佩戴者平衡的组成部分。

图24A、24B和24C表示内在平衡控制算法如何工作以便在佩戴者从椅子上起立时帮助佩戴者。参见图24A，坐到站转变的开始涉及三个状态。第一，足离开地面或者仅轻触地面。假体装置(例如图17A-17E所示的装置1700)获知佩戴者的质量、小腿元件和足元件的惯性定向以及地面反作用力(例如，参照图11A确定的)。该装置因此“知道”或者检测到佩戴者正坐着。当佩戴者开始起立时，地面反作用力的增加被记录，通过惯性测量单元的测量和踝关节角度传感器的测量知道足的状态(足平放)。内在平衡控制律开始实施。在该第二状态中，由地面反作用力失衡检测到的不平衡用于驱动小腿元件向前(例如由控制器1762指令线性致动器1716增加对踝关节1740施加的扭矩，小腿元件被向前驱动)，作为通过踝关节拉躯干(质心)的手段。

参见图24B，内在平衡控制持续驱使佩戴者在椅子前面处于平衡状态。图24C表示佩戴者处于站立中期平衡，如果需要就准备开始行走。如图所示，佩戴者的意图，更具体地说是坐/站行为环境，可以通过假体装置的内在检测得出。从而，避免了显式环境切换(按下按钮)的实施成本和复杂性。该假体装置以一种自然的方式辅助和增强了身体功能。

地面反作用力(GRF)引起的脚踝扭矩是在站立中期获得幂硬化的优选方式。与采用小腿上的扭矩(例如，采用图17A的结构元件1732测得的扭矩)不同，该GRF计算的脚踝扭矩测量地面施加在踝关节上的扭矩。GRF通常通过步态研究环境中的测力板测得，因此用作在行走时完好脚踝与地面之间如何相互作用的尺度。GRF建立了不同地形环境中的仿生脚踝行为。采用GRF作为获得幂硬化的手段的优点是容易测量相对于仿生参考的表现。此外，采用这种测量手段保证了对于地形定向的不变性，因为它是从内在惯性检测(例如采用图17A的惯性测量单元1720)获得的。

采用图22A-C所示的膝矫形器或更一般地任何主动式膝矫形器或假体也可以实现起立辅助。把自己从坐下位置升起到站立位置看起来是简单的事，但实际上是复杂的事，其包括膝和髋伸肌的参与，以便以逐步的动作顺序施加抬升扭矩和恢复性平衡。图29A-D示出了健康人的普通起立顺序，包括四个阶段：(a)图29A所示的坐下；(b)如图29B所示，在准备起立时把膝重新定位到足的上方；(c)如图29C所示，从坐下向站立过渡；和(d)如图29D所示，一旦身体升起后则平衡。

图30A-D示出了对于佩戴主动式腿矫形器或假体的人执行相同起立顺序时的问题，因为上述相同的四个阶段中的一些不能执行。更具体地，从图30A所示的坐下位置开始，大部分矫形器或假体佩戴者的胳膊保持足够的力量以使佩戴者定位在椅子中，从而允许佩戴者把膝和躯干预定位在踝上方并执行阶段b，如图30B所示。但是，股四头肌和/或髋伸肌的缺乏力量阻止了在阶段c中用于把大腿和躯干抬离椅子的转动，如图30C中的X3010所示。此外，在膝和髋缺乏足够的伸肌扭矩时，膝和/或髋肌肉力量不足的病人几乎不可能使躯干减速并且不可能在一旦达到立姿时保持平衡，如图30D中的X3020所示。

图31A-D示出了主动式膝装置例如主动式矫形器(图22A-C所示)或主动式膝假体如何能用来辅助患有肢体疾病的病人的起立顺序。这需要能够识别使用者是否正在坐着的能力，以及能够区分使用者是想要保持坐着还是使用者想要开始站起的能力。

表示使用者正在坐着的一个指标是大腿基本上水平，如图31A所示。可以采用安装在膝装置中用来测量与大腿坐标系有关的重力矢量的惯性传感器来确定大腿的姿态，因为在坐下位置时重力矢量主要是在大腿的x-y平面(与z轴正交)中。另一个表示处于坐下位置的指标是基于胫相对于大腿的旋转角(可采用角编码器来获得)，因为在放松的坐下位置时踝关节一般处于膝的很靠前位置。系统可检测这些条件，并依赖这些条件通过例如保持与放松坐下位置相符的低关节阻抗来保持坐下模式。

然后，这些同样的传感器可用来通过检测踝关节已如图31B所示更接近于放在膝关节下方来检测使用者想要转变到站立位置。当检测到这种情况时，系统优选通过尝试性地开始起立程序来试图核实使用者是否想要站起。如果系统从使用者收到正反馈，那么起立程序继续。但是，如果系统没有从使用者收到正反馈，则起立程序中止。

可以如图31C所示通过使膝装置根据估计的髋关节向上和向前速度施加逐渐增大的扭矩3110来执行这种起立程序的尝试性开始。使用者通过试图用胳膊抬升身体以使髋关节竖直位移从而辅助膝装置抬升来提供正反馈。在这种情况下，髋将进一步竖直位移，并且重力矢量将开始朝着z轴过渡。系统把这些条件解读为确认使用者是真想站起。作为响应，系统施加更大的扭矩以继续抬升使用者。

作为替代，来自使用者的正反馈可以是采用表面电极或植入电极从佩戴者大腿和/或髋肌肉系统测得的肌电信号。更具体地，一旦装置检测到膝关节已移动到踝关节前面，佩戴者通过屈曲股四头肌和/或髋伸肌来开始起立程序。然后，装置使用常规技术来测量这些肌电信号、放大和过滤每个肌肉输出、并且提取信号特征，例如量值、变化和/或频率。然后，这些提取的特征可用来辨别使用者是要保持坐下还是要开始起立程序。

作为选择，可采用脚上的压力传感器来检测ZMP，并且可采用安装在躯干上的IMU来检测CMP，并且可采用相关的地面反作用力矢量作为反馈来使佩戴者在下肢上面达到平衡。这些压力传感器优选采用合适的无线接口(例如蓝牙)而与膝装置中的控制器通讯。当病人接近站立状态时，膝装置施加恢复扭矩3120，以辅助佩戴者在站立状态时达到平衡，如图31D所示。膝扭矩的施加将在佩戴者重心前后操纵力矢量，从而使ZMP-CMP随时间而归零。用于实施这种操作的合适方式的例子可在美国专利7,313,463中找到，通过引用把该专利并入本文。

注意，使用者在坐下时有时会在椅子中移位，从而也会触发起立程序的尝试性开始。但是，如果没有从使用者收到正反馈，那么所施加的膝装置扭矩在开始时相对较小并且随时间(例如，在1-2秒内)而指数级地消失。在非肌电系统中没有正反馈的一个例子是当使用者不试图用胳膊抬升身体并且髋关节没有开始位移时。在肌电系统中没有正反馈的一个例子是当使用者没有实质性地活动膝和/或髋伸肌以确认站起意图时。如果没有收到正反馈，则系统将中止起立程序并返回到放松坐下状态。

优化方法

图25A和25B是基于对以下几种情况的随机优化来控制下肢装置的示意图，1)过渡功，Wt，用于在步态周期的双腿支撑阶段将重量从后腿转移到前腿；2)使髋冲击力和力速率最小化；3)使两个成本(目标)函数的组合最小化。图25A表示用于计算过渡功的简化模型。图25B表示用于计算髋冲击力和力速率的简化模型。

术语“随机”表示该优化使以髋冲击力和力速率约束为条件的目标函数的预期值最小化，其中，假定概率(似然)函数用于人的意图、生物力学反馈(包括行走速度)、地形环境以及地形性质。通过修改控制算法内的阻抗、扭矩和位置控制参数来获得该优化。实际上，通过使足击地力对混合系统能量的消极影响最小化和使反射引起的地面作用力对混合系统能量的积极影响最大化，使能量转移最小化，并满足了髋冲击力约束。

通过在对仿生行为有助的关键部件内引入“演变”的扰动并且测量由这些演变扰动所引起的转移能量，就可以实时实施上述优化。可以通过采用生物力学模型增强惯性测量单元反馈来估算转移能量，或者在特殊情况下，可以采用临时惯性测量单元子系统(以围绕躯干和/或大腿的带的形式安装在身体上的IMU)来帮助估算躯干姿态和身体质心速度。采用Fletcher-Powell方法(或本领域普通技术人员公知的其它适当优化方法)，可以引入对参数的智能演化并能够计算最优值。由于增强的康复效果，该最优值会随时间变化。通过随时间连续地和缓慢地采用这些演变扰动，可以连续获得该最优值。或者，正如在假体或矫形器的初始装配或医学检查的情况下那样，该演变式优化会在更短的时间间隔进行，也就是说，在5分钟到10分钟内。

下面的描述涉及研究对象步态周期的不同阶段，并且在一个实施例中，根据本发明原理的踝关节假体完成的步用于检测踝关节假体的运行和控制踝关节假体。

受控跖屈

在冲击时，检查地面反作用力和零力矩枢轴是否对应于预期(通过地形识别模型)要先触地的足部分。确认脚踝角度(或脚踝扭矩)是否存在相应的变化，以及足相关端部是否静止。在冲击之后，寻找对应于惯性足平放角度的当地地形坡度显著小于预期值的状态。在检测到此情况时使脚踝弹簧恢复力饱和并增加阻尼。对于地形识别，基于生物力学模型反馈来确定地形假定(斜坡/楼梯)是否正确以及佩戴者是否还未绊倒。例如，在楼梯上的绊倒事件可被检测到作为y方向的大的负力，而不是位于足前部中心的z向大力。对于地形表面特征，足跟或者足前部都将首先冲击。将计算与该冲击相关的凹陷的非弹性成分。在硬的地面上，该凹陷应该是可忽略的，仅观察弹性变形(足模块，线性致动器)。在泥地或者软地面上，将通过查看冲击足段的轨迹来观察地形弹性。地形弹性将用作该行走周期完成的净功的衰减器。还可以通过记录冲击之后冲击足段的前进速度来检测打滑。通过记录胫角度没有根据足的前进速度转动，以及发信号表示佩戴者正处于良好的平衡和正走在移动表面上，可以检测到自动扶梯或者人运载工具。对于踝关节的阻抗控制，采用估算的地形参考速度迎角(y)下肢动量、估算的地形坡度和地形性质，提供最优阻抗。对于反射控制，在检测到打滑的情况下，将产生平衡恢复反射，以便使膝移到脚踝上方。对于平衡控制，在足平放时修正了当地地形坡度估算之后，通过惯性参考弹簧平衡，将常规地获得最优平衡。在地形滑的情况下，保持平衡的算法将引入正扭矩“反射”以便向前“牵引”胫，从而在佩戴者做功时帮助佩戴者将膝定位于脚踝上方，以便使身体质心与估算的地面反作用力相符合。

受控背屈

一旦检测到足平放，控制器惯性地参考用于该当地地形坡度的弹簧平衡角度，以便在佩戴者在斜坡上站立成与重力一致时，在静止状态下脚踝不施加恢复扭矩。此时，当地地形环境目前是准确知道的。在该“足平放”位置的足参考坐标还限定用于评估地形表面特征的冲击。对于地形表面特征，该算法使用相对于“足平放”参考的打滑和变形的综合措施来修正地形性质模型，具体来说是通过测量冲击足段如何在足触地和足平放之间运动来测量表面的弹性及其滑溜性。这些措施可以用来衰减脚踝阻抗和净功(后跖屈阶段的的反射扭矩)。此外，如果在足触地和足平放之间检测到“打滑”，在控制器内实施的算法也观察胫的角速度(膝如何相对于踝关节运动)，以便识别打滑表面和自动扶梯/人运载器。在任一种情况下，将不会安排零速修正，因为在该步没有可靠的“处于零速的踝关节”可用。在地形滑的情况下，需要由平衡函数调用特殊措施。在足处于移动中的自动扶梯或人运载器的情况下，可在新的惯性系中采用名义阻抗。对于阻抗控制，控制系统可以提供最优阻抗，该最优阻抗保持惯性参考平衡角度；创建依赖行走速度的刚度(对于较快行走速度的较小刚度)，以便获得较高水平的净功；并且减少打滑或高塑性表面的刚度。对于反射控制，在检测到打滑的情况下，将产生平衡恢复反射，以将膝移动到脚踝上方。对于平衡控制，在足平放时修正当地地形坡度估算之后，通过惯性地参考弹簧平衡，常规地获得最优平衡。在地形滑的情况下，保持平衡的算法将引入正扭矩“反射”以向前“牵引”胫，以便当佩戴者做功时帮助佩戴者将膝定位于脚踝之上，从而使身体质心与估算的地面反作用力相符。

动力跖屈

该模型监测打滑和沉入地形表面，以及确认可以用来在这些条件下进行有效行走的脚踝扭矩限度。对于地形表面特征，地形性质估算在该状态下被精算，并用作阻抗、反射和平衡函数的输入。对于阻抗控制，名义阻抗参数将被修改以适应行走速度、地形表面特性、变形和足打滑的变化。电机控制器提供了特殊的“力场”-通常是随滚珠螺母接近预定的端部止动件而指数级增加的非线性致动器力-以便确保K3弹簧能量(在并联弹性元件内)不超出其断裂极限的下限。对于反射控制，反射大小将得到调节，以便根据生物力学模型与地形支持该净功产生的程度相结合来考虑净功“设定点”。对于平衡控制，在足平放时修正当地地形坡度估算之后，通过惯性地参考弹簧平衡，常规地获得最优平衡。在地形滑的情况下，保持平衡的算法将引入正扭矩“反射”来向前“牵引”胫，以便当佩戴者做功时帮助佩戴者将膝定位于脚踝之上，从而使身体质心与估算的地面反作用力相符。

早期摆动

对于早期摆动，在足尖离地之后，模型马上监测脚踝、足跟和足尖的惯性轨迹，并确定脚踝何时能背屈回到不受地形阻碍的中立位置。该模型以合适的阻抗增益和前馈扭矩计算最优轨迹，以便以最快、有效和稳定方式移动脚踝到中立位置(避免绊倒危险)。对于地形识别，模型开始追踪足已移动通过的扫过空间(与足元件“不接触”)，从而在足尖朝下的解是唯一可行解时(例如着地于浅的楼梯或台阶上)，激活后期摆动的自适应脚踝定位功能。对于早期摆动阶段的阻抗控制，控制器提供阻抗中立值。应用力场函数来确保线性致动器不冲击硬止动件(行程末端)-可能引起致动器卡在那里(在行程末端)的状态。对于早期摆动阶段由混合生物力学模型通知的阻抗控制，控制器控制阻抗，以创建将平衡位置(脚踝角度设定点)指数级地驱动到期望中立位置的轨迹。应用前馈扭矩函数，以减少阻抗特性与脚踝角度跟踪误差之间的相互作用，否则可能导致例如过冲和振荡。

后期摆动

对于地形识别，模型保持追踪足已移动经过的“净空”空间，从而在足尖朝下的解是唯一的可行解(也就是说着地于浅楼梯或台阶上)时，激活后期摆动阶段的自适应脚踝定位功能。更一般地说，监测脚踝轨迹，并采用图形识别函数来确定足将着地于楼梯/台阶而不是斜坡表面上的可能性。我们已经发现在这两种状况之间区分的一种简单方式是测量脚踝速度与竖直方向所成的角度，其中，在各种实验中已经确定是在该角度小于10度的时候，足将着地于水平台阶上。对于阻抗控制，在得到地形识别模型通知之后，将由控制器根据需要修改脚踝轨迹(平衡)，以避免绊倒危险。例如，如果地形识别函数把最大可能性赋予给上楼梯，那么可以命令附加背屈以确保足尖不抓在楼梯或台阶上。如前所述，混合生物力学模型规划了连续可修正的平衡轨迹，其能够以紧公差、安全、稳定的方式被遵循。在后期站立状态，生物力学模型计算最优平衡角度和脚踝阻抗，这将使包括转移能量和膝-髋冲击力的某些组合的目标函数最小化。该优化功能可以通过在状态机ROM内的表格查询来实现。或者，在优选实施例中，状态控制器功能将采用刚体动力学逼近来实时完成优化，以便计算和优化目标函数。

对于本领域普通技术人员而言，可以对上述进行各种变化、改进和其它实施，而不偏离本发明的精神和要求保护的范围。因此，本发明不受前面例示说明的限制，而是由下述权利要求书的精神和范围来限定。

Claims (20)

1.一种主动式矫形器或假体装置，包括：

大腿元件；

小腿元件；

膝关节，用于将大腿元件连接到小腿元件；

包括电机输出轴的旋转电机；

电机驱动传动组件，其连接到电机输出轴上；

驱动传动组件，其连接到电机驱动传动组件的输出端上，驱动传动组件的输出端连接到小腿元件上，用于给膝关节施加扭矩，以使小腿元件相对于大腿元件转动；

具有至少一个输出的至少一个传感器，通过传感器的输出能够确定当装置佩戴者处于坐下位置时膝关节相对于踝关节的位置；以及

控制器，该控制器基于所述至少一个传感器的至少一个输出来确定膝关节何时移动到踝关节前面的位置，并且响应于所述的确定，控制器控制旋转电机，以便调节膝关节的阻抗、位置或者扭矩，以帮助人从坐下位置站起到站立位置。

2.如权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个传感器包括惯性传感器，用于测量与大腿坐标系有关的重力矢量。

3.如权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个传感器检测小腿相对于大腿的旋转角。

4.如权利要求1所述的装置，其中，控制器被编程为在确定了佩戴者处于坐下位置时作为响应而保持低的关节阻抗。

5.如权利要求1所述的装置，其中，控制器被编程为通过尝试性地开始起立程序来核实佩戴者想要站起的意图。

6.如权利要求5所述的装置，其中，控制器被编程为如果收到正反馈则继续起立程序并且如果没收到正反馈则中止起立程序。

7.如权利要求1所述的装置，其中，控制器控制旋转电机，以便通过根据估计的髋关节向上和向前的速度而逐渐增大扭矩来帮助人从坐下位置升起到站立位置。

8.如权利要求7所述的装置，其中，控制器控制旋转电机，以便随着病人接近站立状态，施加恢复扭矩来帮助佩戴者在站立状态时达到平衡。

9.如权利要求1所述的装置，还包括至少一个压力传感器，用于测量施加到佩戴者脚上的力。

10.如权利要求1所述的装置，其中，控制器控制旋转电机，以便通过根据从膝肌肉和髋肌肉这二者至少之一测量到的肌电信号而增大膝扭矩来帮助人从坐下位置升起到站立位置。

11.一种控制具有至少一个致动器的膝矫形器或假体的方法，该膝矫形器或假体由人佩戴，该方法包括步骤：

检测当人处于坐下位置时人膝相对于人踝的位置；

基于检测步骤的结果来确定膝何时移动到踝前面的位置，并产生表示膝移动到踝前面位置的输出；以及

响应于该输出，致动膝矫形器或假体的所述至少一个致动器，以帮助人从坐下位置站起到站立位置。

12.如权利要求11所述的方法，还包括测量与大腿坐标系有关的重力矢量的步骤。

13.如权利要求11所述的方法，还包括检测人小腿相对于人大腿的旋转角的步骤。

14.如权利要求11所述的方法，还包括在确定了人处于坐下位置时作为响应而保持低的关节阻抗的步骤。

15.如权利要求11所述的方法，还包括通过尝试性地开始起立程序来核实人想要站起的意图的步骤。

16.如权利要求15所述的方法，还包括步骤：

如果收到正反馈则进行确定；并且

如果在确定步骤中确定收到正反馈则继续起立程序；并且

如果在确定步骤中确定没收到正反馈则中止起立程序。

17.如权利要求11所述的方法，还包括根据估计的髋关节向上和向前的速度而逐渐增大扭矩的步骤。

18.如权利要求17所述的方法，还包括施加恢复扭矩以帮助人在站立状态时达到平衡的步骤。

19.如权利要求11所述的方法，还包括测量施加到人脚上的力的步骤。

20.如权利要求11所述的方法，还包括根据从膝肌肉和髋肌肉这二者至少之一测量到的肌电信号而增大膝扭矩的步骤。

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