CN103153356B - 用于人体外骨骼的人机界面 - Google Patents

Abstract

控制与人体下肢连接的动力外骨骼来进行人所需的运动。人的意图由控制器基于以下至少一项的监测结果来确定：人的手臂部分的位置改变，人的头部的位置改变，人所使用的助步器的方位，人所使用的助步器和支撑表面之间的接触力，人对助步器所施加的力，外骨骼、外骨骼可移动部件和人的相对方位，以及外骨骼、外骨骼可移动部件和人之间的相对速度。

Description

用于人体外骨骼的人机界面

关于联邦资助研究或开发的声明

本发明在国家科学基金奖# IIP -0712462和国家标准和技术奖研究所#70NANB7H7046下，由美国政府支持进行。美国政府对本发明享有一定的权益。

相关申请的交叉引用

本申请要求了2010年9月17日提交的、发明名称为"Human Machine Interfacesfor Human Exoskeletons"的美国临时申请61/403,554，以及2010年10月6日提交的、发明名称为"Upper Body Human Machine Interfaces for Human Exoskeletons"的美国临时申请61/390,337，作为优先权，该两个专利申请的内容在此参考性地引入。

背景技术

人体外骨骼在医学领域中发展，使具有流动性疾病的人可以行走。该装置代表可以移动使用者腿部的电动腿支撑系统。某些使用者的一条或两条腿完全瘫痪。在这种情况下，外骨骼控制系统必须在外骨骼进行合适运动之前标志使用者要移动哪条腿，以及怎样移动。这种标志可直接从手动控制器处接受，该手动控制器例如为：控制杆或其它手动输入单元。然而，关于本发明的发展，在外骨骼使用者的控制下，基于身体部分或助步装置的感应位置变化的输入可提供了更多自然的行走经验。

发明内容

本发明涉及一种系统和方法，通过该系统和方法，使用者可利用其上身姿势或其它信号对外骨骼控制系统传递或表达他们的意图，接着该外骨骼控制系统确定想要的运动，并自动调节外骨骼的动力下肢矫正构件的顺序操作，以使行动不便的人能够进行行走，并能够进行其它涉及腿部运动的普通移动性任务。本发明特别用于使下身麻痹患者通过外骨骼的控制操作来行走。

根据本发明，使用者可用不同的方式来传达或输入他们腿部的理想运动。在此提供一种系统来等待这些输入，确定理想运动并随后通过与使用者下肢相连的外骨骼的启动来控制用户的腿部运动。本发明的某些实施例包括监测使用者的手臂来确定用户需要的运动。例如，测量手臂运动的改变，如：手臂角度、角速度、绝对位置、相对于外骨骼的位置、相对于使用者身体的位置、绝对速度或相对于外骨骼或使用者身体的速度的改变。在其它实施例中，行走辅助或帮助装置，例如：助步车，前臂拐杖，手杖或类似物与外骨骼一起使用来提供平衡，并帮助用户达到理想运动。同样的助步器与控制系统连接，以调节外骨骼的操作。例如，在某些优选的实施例中，测量助步器的位置，并传送到控制系统，以根据使用者的意图来操作外骨骼。例如，测量助步器运动的改变，例如，助步器角度，角速度，绝对位置，相对于外骨骼的位置，相对于使用者身体的位置，绝对速度或相对外骨骼或使用者身体的速度的改变。在其他实施例中，使用者手部或手臂对助步器选定部分，例如：拐杖的手部握持部，所施加的负载通过传感器来测量，并传送到控制系统，以根据使用者的意图来操作外骨骼。一般来说，根据本发明的许多实施例，使用者的需要基于使用者选定的身体部分运动的直接测量或使用者与助步器之间的相互作用来确定。然而，在其它实施例中，使用真个系统的相对方位和/或速度改变来确定使用者的意图。

以下通过不同的优选实施例与附图结合来说明本发明的其它目的和特点，在附图中相同的附图标记表示相应的部件。

附图说明

图1为根据本发明的与外骨骼连接并使用助步器的残疾患者的简要侧视图；

图2为图1中患者、外骨骼和助步器的俯视图；

图3展示了用于外骨骼的与控制单元有关的虚拟边界区域；

图4展示了使用助步器的外骨骼使用者的与步行序列行走顺序有关的另一个虚拟边界区域；

图5a展示了根据本发明实施例测量的速度向量，以传达使用者的要求来向右转；以及

图5b展示了根据本发明实施例的测量的速度向量，以传达使用者的要求来以增加的步伐向前走动。

具体实施方式

一般来说，本发明涉及检测仪器或监测使用者的上身，例如：使用者的手臂，或使用者与助步器（例如：拐杖，助步车，手杖等）之间的作用，以确定使用者要求的运动，这种运动用于动力外骨骼的控制器，例如：使用者佩戴的动力下肢矫正器，以通过调节外骨骼来建立理想的运动。为了以下更明白，可监测上身的不同运动-相关参数，包括：手臂角度、角速度、绝对位置、相对外骨骼的位置、相对使用者身体的位置、绝对速度或相对外骨骼或使用者身体的改变，可监测助步器的不同的运动-相关参数，包括：助步器角度、角速度、绝对位置、相对于外骨骼的位置、相对于使用者身体的位置、绝对速度或相对外骨骼或使用者身体的速度的改变，或测量助步器上负载，并用于确定使用者想要做什么，并控制外骨骼。

在图1中，外骨骼100与拐杖102一起使用，该外骨骼100具有主干部分210和小腿支撑212，包括底部的地面顶端101和把手103，由人或使用者200用于行走。所展示的使用者200具有上臂201，下臂（前臂）202，头部203和下肢205。主干部分210以本领域熟悉的方式与人体200的上身（并非分开标志）连接，腿部支撑件212与人体200的下肢205连接，以225标志的执行器实际上以本领域广泛使用的方法设置在腿部支撑件212之间，以及位于腿部支撑件212和主干部分210之间，用于腿部支撑件212相对于主干部分210的转移，使得人体200的下肢205进行运动。在图1的实施例中，外骨骼执行器225特别地髋部执行器235，该髋部执行器235用于以弯曲和伸展来移动髋关节245，并作为膝部执行器240，该膝部执行器240用于以弯曲和伸展的方式来移动膝部关节250。因为外骨骼的特定结构可具有不同的形式，这在本领域为熟悉的，且并不作为本发明的一部分，这将在此进一步详细说明。然而，通过实施例，美国专利7,883,546中说明了已知的外骨骼，该专利在此参考性引入。为了参考的目的，在图中，轴104为“向前”轴，轴105为“横向”轴（从页面出来），而轴106为“垂直”轴。在任何情况下，根据本发明的某些实施例，上臂201，下臂202和/或头部203的运动被感应，并用于确定使用者200的理想运动，有了确定的运动转化成信号，发送至外骨骼100，来进行运动。更具体地，通过实施例，监测使用者200的手臂以确定使用者200想做什么。根据本发明，使用者手臂或手臂部分定义为使用者手掌至肩膀之间的一个或多个身体部分，以此具体地包括某些部分，例如：前臂，上臂部分，但具体地包括其它部分，例如：使用者的手指。在一个优选的实施例中，监测使用者的手臂包括例如：通过测量使用者上臂201或下臂202部分的绝对和/或相对角度来确定方向的改变。绝对角度代表具体手臂段对于外部参考物，例如：轴线104-106，重力，地球磁场或类似物的角度方位。相对角度代表特定手臂段对于内部参考物，例如：动力外骨骼或使用者本身的角度方位。对具体手臂段或部分的方向测量可以根据本发明的许多不同方式进行，可非限制地包括：角速度，绝对位置，相对动力外骨骼的位置，相对人体的位置，绝对角速度，相对动力外骨骼的速度以及相对人体的速度。例如，为了确定上臂201的方向，使用超声波传感器来测量使用者手肘相对动力外骨骼100的相对位置。该位置可随后用肩部位置模型来估计手臂段方向。类似地，该方向可使用固定在上臂201的加速表和/或陀螺仪来直接测量。一般来说，图1展示了本发明在215和216使用的传感器，用于将来自传感器215和216的信号发送至控制器或信号处理器220，该控制器或信号处理器220确定运动的意图或使用者200的要求，并根据以下所述的方式调节外骨骼100。

在另一个实施例中，如果使用者200想要步进，并仍处于站立不动时，使用者200可通过拍动一个或多个上臂201，以预定义模式导航到“行走”模式。也许只有当拐杖102负载足够，当上臂201的方向高于界限时，该外骨骼100可随后引发一个步进行为。同时，动力外骨骼100的控制器220评估上臂方向的等级，各腿轨迹的改变将接着进行，通过225代表的外骨骼执行器使脚进行合适的移动。

在另一个实施例中，监测使用者200的头部203来指示意图。具体地，使用者头部203的角度方位通过测量头部的绝对和/相对角度来监测。测量头部方向的方法与上述测量臂部的方法类似。例如，一旦测量，使用者200可通过以他们想移动的方向来移动头部203来表示意图。例如，向前倾斜他们的头部203来指示向前行走的意图，或向右倾斜他们的头部203来指示转右的意图。在任意的这些实施例中，可使用不同的传感器，来获得理想的方向数据，包括：加速表，陀螺仪，倾角计，编码器，LVDT，电位计，弦线电位计，霍尔效应（HallEffect）传感器，照相机和超声波距离传感器。如上所述，这些传感器一般用215和216表示，照相机用218表示。

如上所述，并非通过监测使用者200身体部分的运动来感觉要求的运动，可监测位置，运动或使用者200施加到所使用的助步器上的力。在这方面，根据本发明的不同的控制实施例通过使用者使用的拐杖102来详细说明。然而，这些原则可等同地应用于助步器的较宽范围，包括：助步车，手杖等。

可利用使用者的意图，以三种主要的方式来控制外骨骼100的操作：(1)在不同操作模式中的导航，(2) 引发行为或(3)改变行为。也就是说，该意图可用于通过允许导航装置的不同操作模式来控制动力外骨骼，这些模式，非限制地包括例如：行走，站立，坐下，楼梯上升，楼梯下降，斜面，转弯和静止站立。这些操作模式使得动力外骨骼通过分隔复杂的行为成具体的行为群来处理特定的行为。例如，行走模式可包括右和左步进行为来完成意图任务。此外，可用意图来引发动力外骨骼100的行为，例如，但非限制性地包括以下：开始步进，开始站立，开始坐下，开始行走，结束行走。此外，该意图可同样用于改变行为，非限制性地包括：迈步的长度，迈步的地面间隙高度和迈步的速度。

本实施例的另一个设置包括监测使用者的助步器，来获得助步器的运动和/或助步器上的负载的大体情况，确定使用者将要干什么。这些技术对任何助步器都有用，但再次结合前臂拐杖102形式的助步器实施例来进行说明。在大多数情况下，测试仪器的意图在于通过测量拐杖102的相对或绝对线性位置或测量每个拐杖102的角度方位来估计空间内的拐杖位置，并随后估计拐杖102的各个位置。拐杖位置可粗略地由多种方式来确定，包括：使用加速计/陀螺仪包，或使用位置测量系统来测量外骨骼100和拐杖102之间的距离差别。这种位置测量系统可为以下的任何一种：超声波测距仪，光学测距仪，计算机视觉等。角度方位可通过测量使用者拐杖102的绝对和/或相对角度来确定。绝对角度代表拐杖102相对于外部参考物的角度方位，例如轴线104-106，重力或地球磁场。相对角度代表拐杖102相对内部参考物的角度方位，例如动力外骨骼100或甚至使用者200的方向。这种角度方位的测量可以上述的手臂方向测量方法相似。

可使用拐杖102的线性方向，同样称为线性位置或只是位置来指示使用者200的意图。位置系统可在所有的直角坐标轴104-106方向上测量拐杖102的位置，该直角坐标轴104-106在此称为向前，横向和垂直。如图1中所示，来自任意点的距离，但可以简单地适用于其它相对的或绝对的参考坐标系，例如：从动力外骨骼100的中心压力的相对位置。根据需要，可让该系统只测量三个直角坐标轴104-106的子集。最小的子集仅需要拐杖102和外骨骼100之间距离的一维估计来确定意图。例如，一维估计的主要方向是测量沿着向前轴线104方向的拐杖102在外骨骼100之前或之后的大概距离。这种外骨骼可通过以下方式来进行操作：CPU220通过传感器216来监测右边拐杖的位置。系统等待右边的拐杖移动并确定在轴线104方向上移动多远。当拐杖移动超过阈值距离时，CPU220将导向左腿来向前步进。随后该系统将等待左拐杖移动。

在其它实施例中，使用更复杂的子集测量，两个直角坐标轴的拐杖102的位置。这些实施例需要二维位置测量系统。这种位置测量系统可为以下的一种：容许三角位置的两个超声波测距仪的结合，光学测距仪的相似结合，手臂/拐杖角度传感器的结合，等。本领域的技术人员可确认有许多其它的方式来二维确认拐杖相对于外骨骼的位置。坐标轴测量可为三个直角坐标轴14-106中的任意两个，但大多数包括向前方向104，和横向105或垂直106方向。例如，在测量向前和横向轴104和105时，拐杖移动的方向可用于确定使用者200是否想要转弯。例如，当使用者200向前移动一个拐杖102，并向右移动时，这给出了使用者想向右作轻微转动的暗示，如图2所示。更具体地，图2展示了可能的轨迹107，该轨迹可跟随拐杖顶部101，轨迹通过向前位移108和横向位移109来移动。

在这种实施例中，系统确定拐杖102是否置于“虚拟边界”之外以确定使用者200是否想要步进。该“虚拟边界”可想象成地面或地板上的围绕着使用者200脚所画的圆圈或其它形状。如图3中的110所示。只要拐杖位于地面上，控制器220确定该拐杖是否置于边界110之外。如果是，便命令步进；如果并非置于边界110之外，该系统不采取行为。在图中，111项代表边界110内的位置，该位置没有产生行为，而112项代表边界110外的位置，该位置产生行为。在此同样展示了外骨骼/使用者的脚部位置113和114，在这种情况下，边界110以使用者/外骨骼脚印的几何中心作为中心。该“虚拟边界”技术使得使用者200在没有步进的情况下舒适地毫无目标地打转或为了更稳定而重新放置他们的拐杖。在这个方面上，注意，可为使用者制定要求，例如：通过对控制器220进行舒适的，人工控制输入，以致能改变边界110的尺寸，位置或形状，这取决于他们所进行的活动。

在另一个实施例中，该系统以三个空间轴，也就是向前，横向和垂直轴104-106来分别测量拐杖102的位置。这些实施例需要三维位置测量系统。例如：位置测量系统可为以下一种：允许三角位置的多重超声波测距仪， 光学测距仪的相似结合， 手臂/拐杖位置传感器的结合，计算机视觉系统，以及其它。在图1中，照相机218的位置可使得拐杖102位于其视线范围内，并可由计算机视觉系统来使用，以确定拐杖的位置。这种照相机可为立体照相机或由结构光的投影来增强，以助于三维确定拐杖102的位置。本领域技术人员将认为还有许多其它的方式来三维确定拐杖相对于外骨骼的位置。

在另一个实施例中，摆动腿可与拐杖同时移动。例如，使用者可抬起他们左拐杖，而外骨骼可提起他们右腿，随后，当使用者向前移动他们的左拐杖时，相连接的腿将跟随。如果使用者加快，减慢，改变方向，或停止移动拐杖，相连接的腿将同时做出相同的事情，并继续来模仿拐杖移动，直到使用者将拐杖置于地面上。随后，外骨骼会相似地把脚置于地面上。当拐杖和外骨骼腿都在半空时，腿部基本模仿拐杖的行为。然而，当拐杖的路线仅向后和向前时，腿部可跟踪更复杂的运动，包括膝部运动和髋部运动，像自然步进一样来跟随着轨迹。这种行为可允许别人做更复杂的控制，例如向后走路。

这些实施例的延伸包括：增加测试设备来测量拐杖-地面的接触力。该方法可在拐杖上具有传感器，来测量拐杖是否在地面上或正在承重。施加到拐杖102重载的测量可用许多方式来进行，非限制性地包括：商业测压元件，应变传感器，压力传感器，力传感电阻，电容性负载传感器和电位计/弹簧组合。取决于实施例，测量拐杖负载的传感器可置于许多地方，例如：顶部101，拐杖102的主轴，把手103，或甚至通过例如手套来连接到使用者200的手上。有了任何一种传感器，可选择无线通信，将他们的测量传回控制器220。在任何一种情况下，可使用传感信号来改进使用者意图的解释。这些实施例可进一步通过在外骨骼脚部加入传感器来确定脚部是否在地面上。脚部构建传感器的方法有许多，美国专利7,947,004中表述了一个潜在的方法，该专利在此参考性引入。在该专利中，所展示的传感器位于使用者的脚和外骨骼之间。然而，对于瘫痪的腿，传感器可位于使用者的脚和地面之间，或在外骨骼脚和地面之间。这些拐杖和/或脚部负载传感器的实施例可以通过在拐杖/脚上使用模拟力传感器来增加，以确定使用者在每个拐杖和脚上所施加的重量。通过使用者拐杖来检测负载的一个额外的方法是测量使用者手部和拐杖把手之间的负载，例如图1中的把手103。再次说明，现有许多已知的传感器，包括上述列举的，本领域的技术人员都可容易地获得 ，包括在拐杖把手上的，或安装在使用者手部，例如：手套上。

在另一个实施例中，通过将脚和拐杖的位置信息与每个负载的信息相接合，可同样估计整个系统的质量的中心。这点称为“质量中心”，用位置(Xm, Ym)表示。它通过将系统看成是具有已知位置和已知质量的质量集合，并用标准技术来计算整个集合的质量中心来确定。然而，根据这个实施例，该系统可同样确定支撑基地，支撑基地由使用者的任何一个地面上的脚和拐杖作出的。通过比较使用者的质量中心和支撑基地，控制器可确定使用者/外骨骼系统什么时候稳定，即：质量中心什么时候位于支撑基地之内，以及什么时候不稳定并下跌，即：质量中心在支撑基地之外。随后使用该信息来帮助使用者在进行站立，行走或其它控制时保持平衡或理想运动。本发明的这方面在附图4中说明，附图4展示了使用者/外骨骼的右脚113和使用者/外骨骼的左脚114。同样展示了右拐杖位置115，左拐杖顶部位置116，以及点(Xm, Ym)。使用者/外骨骼支撑基地的边界用117表示。此外，该信息可用于确定系统的零力矩点(ZMP)，该零力矩点广泛地用于自主行走的机器人，并为本领域技术人员所熟悉。

另一个实施例（如图4所展示）则依赖前段实施例中使用的全部相同信息，但其中该系统额外地确定由使用者正处于地面上的脚和拐杖作出的支撑基地的几何中心。这提供了位置(Xgeo, Ygeo)，与上述的系统质量中心(Xm, Ym)相比，确定使用者的意图。形状的几何中心可以不同的已知方式来计算。例如，计算几何中心和质量中心的估计后，可在两者之间标上向量。该向量如图4所展示的“向量A”。该系统使用该向量作为使用者想要移动的方向和等级的指示。通过这种方式，使用者可简单地在他们想要移动的方向上移动他们的重量，而系统随后合适地移动使用者。根据计算的另一个方法：如果左拐杖测量了15kgf，右拐杖测量了0kgf，左脚测量了25kgf，而右脚测量了20kgf，随后该系统的质量中心可通过将系统看成为3个质量集合，具有60kg的总质量，具有三个位于已知位置的质量。通过从点(Xgeo, Ygeo)到点(Xm, Ym)标出向量A，该系统用此作为使用者想要移动的方向和等级的指示。

该系统同样可以通过包括一个或多个输入开关230来增强，该输入开关实际上直接在助步器上（此处再次以拐杖为示例），来确定使用者的意图。例如，开关230可用于将外骨骼从行走模式中取出，并防止其移动。这使得使用者停止行走，并“毫无目的打转”，而不需担心系统将拐杖运动解释成步进的指令。开关的实施方式有很多种，例如：按钮，触发，杠杆，触发器，下滑，旋钮和其它的对于看到上述公开的本领域技术人员来说非常明显的方式。在这点上，这些实施例的目的优选地在于以上述方式控制动力外骨骼，因为其在三个主要的方法下操作，即：导航操作模式，引发行为或修改行为。例如，该动力外骨骼可识别正在使用的拐杖的节奏或运动的速度，并使步进时间与它们匹配。

在另一个实施例中，该系统可实际上确定整个系统的质量中心的速度向量，并使用该向量来确定使用者的意图。该速度向量的大小和方向可通过以频繁的时间间隔计算上述系统的质量中心，并计算差额来确定当前的速度向量。例如，可使用速度向量的大小来控制当前步进的长度和步进速度。随着使用者更快地向前移动它们的质量中心，该系统通过产生更长更快的步进来回应。如图5a所示，速度向量B为小等级，并朝向右边，指示使用者想要转右。图5b中的速度向量C为大等级，并直接向前，指示使用者想继续稳定地快速向前走。这种策略的类型在想要平滑的连续行走运动，而不是一步一步运动的时候比较有用，如果系统在产生目的确定和控制外骨骼之前等待每个拐杖的移动，会导致一步一步运动。

在另一个相当简单的实施例中，使用了助步器，该系统可测量拐杖每次移动的距离，并使外骨骼脚作出合理的移动。该系统会测量拐杖在外骨骼前或后的大约距离。更具体地，该系统需要在前后方向的拐杖和外骨骼之间距离的一维估计。控制器在确定使用者目的时接受到使用者移动拐杖多远的信号。使用者如果想获得更大步进移动可将拐杖移动较远距离，或移动较短距离来获得更小步进。例如，可以想象转弯的能力可通过使用者选择地每一步将右脚移动相对左脚更远来产生。在该实施例中，假设使用者移动拐杖，系统观察到拐杖的移动，并相应地使腿移动。

再次说明，可在脚和拐杖上使用额外的传感器，来确定什么时候移动脚。可以有许多方法来进行。例如，当所有的四点（右脚，左脚，右拐杖，左拐杖）都在地面上时，控制系统将等待来观察拐杖移动，当拐杖被拿起时，该控制系统开始测量拐杖移动的距离，直到在地面上被取代。随后该系统使相对脚移动合理位置至拐杖移动的地方。该系统抬起脚，直到脚上的负载为零，随后向前摆动腿。该系统等待观察脚再次与地面接触，来确认该移动完成，并将随手等待另一个拐杖移动。为了提供稍微不一样的步态，可使用左拐杖运动来启动左脚运动（而不是相对于移动拐杖的脚）。

在前述任一种实施例中，该系统将等待，直到使用者在移动前卸下脚。例如，如果一个人移动拐杖，表示这个人想要右脚的移动，该系统在开始步进移动之前将等待，直到他们从右脚处移开重量（通过将身体倾斜至左边）。

基于上述，不管是方向，力度或其它参数，本发明的许多方法很明显都能通过测量的使用者信息来识别目的。当然，一个简单的例子是当测量或计算的数值高于预定的阈值时识别目的。例如，如果拐杖力阈值设置为10傍，当测量信号上升高于10傍阈值时，该信号引发使用者200意图去行动。另一个识别目的的实施例是当测量的信号类似于预定模式或轨迹时，例如：如果预定模式为上下拍打上臂3次，所测量的信号将需要观察上下移动三次，来标志使用者的意图。

上述的每个实施例都描述成简单的步骤，这些步骤在给定步骤之前通过观察拐杖/手臂的运动来每次作出决定。然而，自然行走是非常流动性的步骤，必须在目前步进结束之前作出下一步的决定。为了获得真正的流体行走，因此，这些策略将需要在前步的拐杖移动结束前，让外骨骼来引发下一步进。这可通过引发下一步前不要等到拐杖碰到地面来获得。

尽管本发明结合了优选实施例来说明，但应理解为在不偏离本发明精神的情况下可对本发明进行不同的改变和/或修饰。特别注意，用于确定穿戴外骨骼用户的理想运动或目的的不同结构和方法可相互结合使用，使得可同时使用两种或更多的结构和方法，比较所得的结果来确定给予的理想运动。在任何情况下，本发明仅被以下权利要求所限定。

Claims (23)

1.用于连接至人的下肢的动力外骨骼的控制方法，其特征在于，包括：

基于对以下至少一项的监测来建立控制参数：人所使用的助步器的方位，人所使用的助步器和支撑表面之间的接触力，人施加在助步器上的力；

基于所述控制参数来确定人体下肢所需的运动；以及

控制外骨骼，以赋予该所需的运动；

其中所述外骨骼包括与人的上身连接的主干部分，与人的至少一个下肢连接的腿部支撑件和至少一个执行器，所述执行器用于相对主干部分来转移至少一个腿部支撑件，使得人的下肢运动可以进行。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述外骨骼还包括多个操作模式，且所述方法意图从所述多个操作模式中建立一种操作模式。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述外骨骼还包括多个操作模式，且所述方法意图改进所述多个操作模式中的一种操作模式的至少一个特征。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，其中的操作步骤为步进，且所述特征为步进长度。

5.用于连接至人的下肢的动力外骨骼的控制方法，其特征在于，包括：

基于对人体手臂部分的位置改变的监测来建立控制参数；

基于所述控制参数来确定人体下肢所需的运动；以及

控制外骨骼，以赋予该所需的运动；

其中所述外骨骼包括与人的上身连接的主干部分，与人的至少一个下肢连接的腿部支撑件和至少一个执行器，所述执行器用于相对主干部分来转移至少一个腿部支撑件，使得人的下肢运动可以进行。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，基于对人体手臂部分的方位的检测来建立所述控制参数。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述手臂部分的方位通过使用至少一种传感器来监测，所述至少一种传感器测量以下各项中的至少一种：角速度、绝对位置、手臂部分相对于外骨骼部分的位置、手臂部分相对于人的另一身体部分的位置、绝对速度、相对于外骨骼的速度和相对于人体的速度。

8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：通过设置在助步器上的至少一个开关的操作来手动引发或改变外骨骼的操作模式。

9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述助步器包括至少一个拐杖。

10.根据权利要求9所述的方法，其特征在于，使用至少一个传感器来测量所述至少一个拐杖的角度方位。

11.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，还包括：测量所述至少一个拐杖相对于外骨骼的角度方位。

12.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：

用三个相互垂直的轴来定义外骨骼周围的空间，其中，第一个轴所在平面与支撑表面相平行，并平行于人所面对的方向延伸；第二个轴所在平面与支撑表面平行，并垂直于人所面对的方向延伸；第三个轴与第一和第二轴相互垂直，且

沿着所述第一、第二和第三轴的至少其中之一来测量所述助步器的线性位置。

13.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，沿着所述第一轴、从外骨骼到助步器测量所述线性位置。

14.根据权利要求12所述的方法，其特征在于，所述线性位置由所有三个互相垂直的轴上的助步器的地面接触点的位置构成。

15.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：

在一段时间内记录所述方位，以产生方位轨迹；

将所述方位轨迹与多个轨迹进行比较，其中所述多个轨迹中的每一个均对应于可能的使用者意图；以及

如果所述方位轨迹与可能的使用者意图足够接近，则将该人的意图确定为可能的使用者意图。

16.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：

根据至少两个传感器信号来确定所述方位；

在一段时间内记录所述至少两个传感器信号；以及

将至少两个传感器信号中的第一个信号参数化为该至少两个传感器信号中的第二个信号的函数，以产生与时间无关的方位轨迹；

将所述方位轨迹与多个轨迹相比较，其中所述多个轨迹中的每一个均对应于可能的使用者意图；以及

如果所述方位轨迹与所述可能的使用者意图足够接近，则将人的意图确定为所述可能的使用者意图。

17.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，还包括：

用所述方位建立公共空间内测量的虚拟边界；

当所述方位处于虚拟边界之外时，控制外骨骼来引发步态；以及

当所述方位处于虚拟边界之内时，控制外骨骼不引发步态。

18.用于连接至人的下肢的动力外骨骼的控制方法，其特征在于，包括：

建立控制参数，所述控制参数由人和外骨骼的总质量中心的位置或速度的至少其中之一构成，其通过以下方法建立：

测量所述外骨骼、所述外骨骼的可移动部件与人的相对方位或速度，以及

根据该相对方位或相对速度计算人和外骨骼的总质量中心的位置或速度；

基于所述控制参数确定人体下肢所需的运动；以及

控制所述外骨骼，以赋予该所需的运动；

其中所述外骨骼包括与人的上身连接的主干部分，与人的至少一个下肢连接的腿部支撑件和至少一个执行器，所述执行器用于相对主干部分来转移至少一个腿部支撑件，使得人的下肢运动可以进行。

19.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，还包括：

计算外骨骼和人的支撑基地的边界；

将总质量中心的位置和所述边界进行比较；并基于从所述支撑基地的中心到所述总质量中心的位置的方向来确定人的意图。

20.一种矫正器系统，其特征在于，包括：

与人相连接的动力下肢矫正器，所述矫正器包括外骨骼，所述外骨骼具有与人的上身连接的主干部分，与人的至少一个下肢连接的腿部支撑件和至少一个执行器，所述执行器用于相对主干部分来转移至少一个腿部支撑件，使得人的下肢运动可以进行；

人所使用的助步器；

测量助步器方位、助步器和支撑表面之间的接触力、以及由人施予助步器的力的至少其中之一的至少一个传感器；以及控制器，所述控制器确定人的下肢所需的运动，并操作至少一个执行器，以基于自所述至少一个传感器接受而来的信号赋予所需的运动。

21.根据权利要求20所述的矫正器系统，其特征在于，还包括：至少一个开关，所述开关设置在助步器上，并与控制器连接，以手动地改变外骨骼的操作模式。

22.根据权利要求20所述的矫正器系统，其特征在于，所述助步器构成至少一个拐杖。

23.根据权利要求22所述的矫正器系统，其特征在于，使用至少一个传感器来测量所述至少一个拐杖的角度方位。