TWI403313B - Control System of Power - assisted Parasal Structure - Google Patents

Description

動力輔助義肢結構之控制系統

本發明係有關於一種控制系統，其係尤指一種動力輔助義肢結構之控制系統。

按，截肢是治療下肢血管性疾病、先天性畸形、腫瘤或交通意外產生的創傷之最後方法，根據美國截肢人數統計佔全國人口的千分之一點五，其中小腿截肢佔一半以上[1]。在台灣方面，根據連倚南醫師對參與調查的62家醫院在1979-1980與1986-1987兩次的調查統計中，下肢截肢佔三分之二，以兩千萬人口而言，每年約增加440位下肢截肢者，顯示截肢在醫療中日顯重要。

對膝下截肢患者來說，當失去一段肢體最明顯的問題就是日常生活功能性活動受到限制，雖然患者可以藉由木棒、拐杖、步行器、輪椅等取代身體截肢部位進行移動，但在日常生活中還會受到某種程度行動上的限制，因此，膝下義肢便成為截肢患者日常生活中必備之位移輔助工具，透過適當的義肢裝配及復健可充分取代喪失的功能，並改善日常生活能力。

然而，在15世紀，文獻記載印地安人創造了人造腿，此為人類首次穿戴義肢最早的時期及義肢最早的原型。然而第一次及第二次世界大戰後，義肢的製造與發展技術才有明顯之進展。義肢主要目的係用來取代身體失去之肢體，早期裝具師大多為工匠、鐵匠、木工，甚至病患自己親手打造義肢而成，當時肢體的材料是金屬、木頭及皮革居多。隨著時代進步，下 肢義肢的踝關節從無活動的關節型態漸漸地演變成可動關節構造。然而新的義肢材料也開始被採用，達到重量減輕的效果。例如1806年Marks便利用硬橡膠製成義足取代傳統木製產品。另外，一名被截肢的美國南方邦聯軍人J.E.Hanger也在義足內，加入橡膠製成的緩衝墊及模擬膝部結構之關節，成為義肢發展歷史上第一個具有關節的義足。在西元1900年開始，義肢材料與細部結構也逐漸受到重視且有進一步改善，並開始由義肢裝具師參與義肢設計改良，使得一般民眾截肢者也可受惠。至於美國在越戰後，退伍軍人事務部仍然持續投入更多資金主導義肢設計與製作技術之改良精進，也因此肌電控制式(myoelectrical controlled)義肢與內骨骼式(endoskeletal)模組化義肢才逐漸被發展出來。

膝下義肢的功用是承受身體重量，幫助下肢截肢者能以較正常的步態行走，使下肢截肢者具有較高的行動力與獨立性。一般膝下義肢主要元件包含承筒、骨架、義足。其中承筒為義肢與殘肢接觸的部分，能使作用力均勻分布於殘肢上；骨架用於調整義肢的高度；義足用於模擬人的足部。

膝下截肢患者術後，由於人體於行走的動作之主要肌群包括脛前肌(Tibialis anterior)、腓腸肌(Gastrocnemius)和比目魚肌(soleus)等以及部分小腿骨包括脛骨(Tibia)及腓骨(Fibula)均被切除，造成小腿肌肉及骨骼組織不健全，喪失正常人步態行走時背屈、蹠屈、推進(push off)的動作(如第一圖所示)，因此，截肢病患須穿戴傳統膝下義肢來取代喪失的功能。對截肢者來說健側腳可以自動做出的動作，義肢必須有意識的注意才做得到，換句話說，在正常的神經肌肉系統下只需要次大腦皮質層控制的動作，而對於截肢者就需要大腦皮質層的注意，這種額外需求的注意，需要截肢者額外的動機，限制了對同時發生的其它活動所能給予的注意力，因此，只能依賴視覺代替正常的腳底感覺回饋。截肢病患在穿戴 傳統膝下義肢初期，因患側猶如踩高蹺，無法由義肢感知觸地時地面之反作用力及踝關節角度變化，造成本體感覺回饋喪失，導致無法確切掌握步態週期，容易造成步態不穩而跌倒造成二度傷害。

然而，傳統膝下義肢之踝關節無提供動能以輔助患者步態行走，須藉由甩動義肢的方式促使身體向前移動，因此，造成膝下截肢患者穿戴傳統膝下義肢在平地行走時步伐長度相較於健側腳小，產生步態異常的現象，需增加剩餘肢體的使用以代償喪失的肢體功能，造成肢體關節的磨耗，且相較於正常人多消耗20~30%肢體運動所需之能量。

因此，如何針對上述問題而提出一種新穎動力輔助義肢結構之控制系統，其可避免穿戴傳統膝下義肢而產生步態異常、肢體關節磨耗及肢體運動能量耗損之問題。

本發明之目的之一，在於提供一種動力輔助義肢結構之控制系統可以控制一義肢結構模擬人體步伐時踝關節角度，而達到該人體行走時健患側腳踝關節角度之對稱性，並減少耗費體力。

本發明之目的之一，在於提供一種動力輔助義肢結構之控制系統可以達到使用者之健側腳與患側腳的步態時序協同控制之目的。

本發明之目的之一，在於提供一種動力輔助義肢結構之控制系統可以依據一步態對應表而震動使用者的患側腳，以達到人體本體感覺補償之目的。

本發明之目的之一，在於提供一種動力輔助義肢結構之控制系統可以於患者休息時提供一刺激訊號至患側腳的肌肉，以達到按摩肌肉之目的，而避免殘肢肌肉萎縮。

本發明之目的之一，在於提供一種動力輔助義肢結構之控制系統，其便於使用者穿戴方便，供使用者日常生活中行走之目的。

於是，本發明之動力輔助義肢結構之控制系統，其裝設於截肢患者下肢的一患側腳，該控制系統包含一量測模組與一運算控制電路。量測模組用以感測該患側腳而至少一肌電訊號與至少一腳底壓力訊號，運算控制電路耦接該量測模組，並接收肌電訊號與腳底壓力訊號而依據一步態對應表產生一控制訊號，該控制訊號用以控制一義肢結構可以模擬該人體步行時健側腳踝關節的角度變化。如此，本發明係藉由運算控制電路依據步態對應表而轉換肌電訊號與腳底壓力訊號為控制訊號，以控制義肢結構模擬該人體踝關節角度變化，而達到該人體行走時健患側腳踝關節角度之對稱性，並減少耗費體力。再者，本發明之運算控制電路更可依據步態對應表產生控制訊號，而達到使用者之健側腳與患側腳的步態時序協同控制之目的。

此外，本發明之動力輔助義肢結構之控制系統的運算控制電路更依據一步態時序而產生一震動控制訊號，該震動控制訊號用以控制一震動元件，以震動該患側腳。如此，本發明係藉由運算控制電路依據一步態時序而產生震動控制訊號以震動使用者的患側腳，以達到人體本體感覺補償之目的。又，本發明之運算控制電路依據人體在步行時誘發不足之肌群產生一刺激訊號，並於患者休息時，傳送該刺激訊號至患側腳的肌肉，以達到按摩肌肉的目的，而避免殘肢肌肉萎縮。

另外，由於本發明之動力輔助義肢結構之控制系統的體積小而便於使用者穿戴方便，供使用者日常生活中行走之目的。

本發明：

1‧‧‧控制系統

10‧‧‧量測模組

12‧‧‧第一患側量測電路

120‧‧‧第一患側量測電極

122‧‧‧第二患側量測電極

124‧‧‧患側量測處理電路

1240‧‧‧前置放大器

1242‧‧‧隔離電路

1244‧‧‧帶通濾波器

1246‧‧‧放大器

1248‧‧‧整流濾波電路

14‧‧‧第二患側量測電路

140‧‧‧患側腳底量測單元

1400‧‧‧患側腳底量測電極

1402‧‧‧患側腳底量測電極

1404‧‧‧患側腳底量測電極

1406‧‧‧患側腳底量測電極

142‧‧‧患側分壓電路

1500‧‧‧電阻

1502‧‧‧電阻

1504‧‧‧電阻

1506‧‧‧電阻

16‧‧‧電源

20‧‧‧運算控制電路

22‧‧‧辨識單元

24‧‧‧運算單元

26‧‧‧判斷單元

30‧‧‧義肢結構

4‧‧‧測試電路

40‧‧‧第一健側感測電路

400‧‧‧第一健側感測電極

402‧‧‧第二健側感測電極

404‧‧‧健側感測處理電路

42‧‧‧第二健側感測電路

44‧‧‧第三健側感測電路

440‧‧‧健側腳底感測單元

442‧‧‧健側分壓電路

46‧‧‧處理電路

460‧‧‧辨識單元

462‧‧‧判斷單元

464‧‧‧分析單元

48‧‧‧儲存單元

50‧‧‧震動元件

60‧‧‧刺激單元

第一圖為習知技術之人體正常踝關節動作的示意圖； 第二圖為本發明之一較佳實施例之控制系統的方塊圖；第三A圖至第三C圖為本發明之一較佳實施例之義肢結構模擬人體步伐的示意圖；第四圖為本發明之一較佳實施例之一較佳實施例之測試電路的方塊圖；第五圖為本發明之一較佳實施例之患側量測處理電路的方塊圖；第六圖為本發明之一較佳實施例之複數量測電極分佈於腳底的示意圖；以及第七圖為本發明之一較佳實施例之患側分壓電路的電路圖。

茲為使 貴審查委員對本發明之結構特徵及所達成之功效有更進一步之瞭解與認識，謹佐以較佳之實施例及配合詳細之說明，說明如後：請參閱第二圖，為本發明之一較佳實施例之方塊圖。如圖所示，本發明之動力輔助義肢結構之控制系統1係裝設於截肢患者下肢的一患側腳上，該控制系統1包含一量測模組10與一運算控制電路20。量測模組10係用以感測患側腳，產生至少一肌電(Electromyography，EMG)訊號與腿部之腳底的至少一腳底壓力訊號。運算控制電路20係耦接量測模組10，而接收至少一肌電(Electromyography，EMG)訊號與腿部之腳底的一腳底壓力訊號，運算控制電路20依據一步態對應表產生一控制訊號，控制訊號係用以控制一義肢結構30模擬人體之步伐。其中，本發明之步態對應表係可藉由量測正常人之步伐的肌電訊號、腳底壓力訊號與踝關節角度三者間的關係而建立完成。之後，本發明再藉由運算控制電路20依據步態對應表而轉換肌電訊號與腳底壓力訊號為控制訊號，以控制義肢結構模擬人體步伐的踝關節角度變化，而達到增加使用者在行走上的便利性並減少耗費體力。

此外，對於膝下截肢患者術後，由於人體於行走的動作之主要肌群包 括脛前肌、腓腸肌和比目魚肌等以及部分小腿骨包括脛骨及腓骨均被切除，造成小腿肌肉及骨骼組織不健全，喪失正常人步態行走時背屈、蹠屈、推進的動作，所以，本實施例之控制系統係藉由運算控制電路20依據步態對應表而控制義肢結構30模擬人體之步伐的背屈、蹠屈或推進的動作，以達到增加使用者在行走上的便利性並減少耗費體力。如第三A圖至第三C圖所示，為本發明之一較佳實施例之義肢結構模擬人體步伐的示意圖。其運算控制電路20可以依據步態對應表而控制義肢結構30模擬人體之步伐的背屈(如第三A圖所示)、蹠屈(如第三B圖所示)或推進(如第三C圖所示)的動作，而讓使用者可以較不需要耗費多餘的體力在行走上。

本發明之量測模組10包含一第一患側量測電路12與一第二患側量測電路14。第一患側量測電路12係用以感測腿部而產生至少一肌電訊號，於本實施例中，第一患側量測電路12係用以感測腿部之一脛前肌電訊號與一腓腸肌電訊號。第二患側量測電路14用以感測腿部腳跟及蹠骨頭之一腳底壓力，產生一腳底壓力訊號，即第二健側感測電路14用以感測義肢結構30腳底的步態時序而產生腳底壓力訊號。

承上所述，本發明之運算控制電路20包含一辨識單元22、一運算單元24與一判斷單元26。辨識單元22接收肌電訊號，並分析肌電訊號之特徵，即辨識單元22過濾非屬於單一波峰訊號與其他肌肉電波訊號，以避免雜訊而造成控制系統判定錯誤使義肢結構30誤動作。運算單元24係耦接辨識單元22，並依據步態對應表而運算辨識單元22分析後之肌電訊號而產生一踝關節角度訊號，即運算單元22可內建步態對應表(例如資料庫、儲存裝置等)以建立肌電訊號、腳底壓力訊號與踝關節角度訊號三者間的關係，所以，運算單元22即可在接收肌電訊號之後而對應輸出踝關節角度訊號。

此外，由於人體行走不同路面時(例如平面道路或山路等)，其腿部肌 肉的施力大小也不同，而感測到的肌電訊號也相對不相同，因此，本實施例之運算單元即可透過肌電訊號而對應輸出踝關節角度訊號，使義肢結構30可適當地調整踝關節的角度而便於行走。

判斷單元26係耦接第二患側量測電路14與運算單元24，判斷單元26依據肌電訊號、腳底壓力訊號與踝關節角度訊號而產生一控制訊號，即判斷單元26接收肌電訊號、腳底壓力訊號而判斷使用者目前的步伐狀態(即判斷節之患者的健側腳與患側腳的站立期(Stand phase)與擺盪期(Swing phase))，並產生控制訊號，且傳送控制訊號至義肢結構30，以控制義肢結構30對應使用者目前的步伐狀態做出適當的動作，而達到使用者之健側腳與患側腳的步態時序協同控制的目的。

請復參閱第二圖，本發明之控制系統1之第一患側量測電路12包含一第一患側量測電極120、一第二患側量測電極122與一患側量測處理電路124。第一患側量測電極120與第二患側量測電極122耦接於人體之腿部的不同位置而產生不同之肌電訊號，於本實施例中，第一患側量測電極120與第二患側量測電極122係分別耦接於人體之腿部的脛前肌與腓腸肌位置，而產生脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，患側量測處理電路124耦接第一患側量測電極120與第二患側量測電極122，並處理脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號而傳送處理後之脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號至運算控制電路20，即患側量測處理電路124係先分別擷取脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號的一段訊號，並進行過濾脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，以避免雜訊而造成控制系統1判定錯誤使義肢結構30誤動作。

再者，本發明之控制系統1之第二患側量測電路14包含一患側腳底量測單元140與一患側分壓電路142。患側腳底量測單元140係用以感測人體腿部之一腳底壓力，於此實施例中，患側腳底量測單元140係用以感測義肢 結構30之腳底壓力，患側分壓電路142耦接患側腳底量測單元140，並依據腳底壓力產生腳底壓力訊號，即患側分壓電路142透過分壓患側腳底量測單元140感測人體腿部之腳底壓力變化而產生不同的腳底壓力訊號。

此外，雖然上述之運算控制電路20係以感測截肢患者之患側腳的肌電訊號與腳底壓力訊號而判斷並控制義肢結構30之踝關節的角度變化，但於該技術領域具有通常知識者可由上述可知，可先由感測健側腳之肌電訊號與腳底壓力之步態時序，記錄正常踝關節角度、肌電訊號及腳底壓力之步態時序，藉由三者間的關係建立於步態對應表，之後，即可由運算控制電路20透過第一患側量測電路12感測患側腳的肌電訊號與第二患側量測電路14感測患側腳的腳底壓力訊號，而可得知調整義肢結構30之踝關節的角度。

請一併參閱第四圖，本發明之一較佳實施例之一較佳實施例之測試電路的方塊圖。如圖所示，本發明之控制系統1係藉由一測試電路4測試健側腳之肌電訊號、腳底壓力訊號與踝關節角度之間的關係而建立步態對應表，即測試電路4包含一第一健側感測電路40、一第二健側感測電路42、一第三健側感測電路44、一處理電路46與一儲存單元48。第一健側感測電路40係用以感測健側腳之腿部肌肉而產生至少一肌電訊號，第二健側感測電路42係用以感測健側腳之踝關節之彎曲角度而產生一踝關節角度訊號，第三健側感測電路44係用以感測健側腳之腳底的壓力而產生一腳底壓力訊號，處理電路46係接收肌電訊號、踝關節角度訊號與腳底壓力訊號，並找出肌電訊號、踝關節角度訊號與腳底壓力訊號三者間的關係而產生一關係資訊，並儲存該關係資訊於儲存單元48以完成步態對應表的建立。其中，第一健側感測電路40包含一第一健側感測電極400、一第二健側感測電極402與一健側感測處理電路404。其第一健側感測電路40與第二圖所示之第一患側 量測電路12所包含之第一患側量測電極120、第二患側量測電極122與患側量測處理電路124的電路結構相同，所以於此將不再加以贊述。同理，第三健側感測電路44包含一健側腳底感測單元440與一健側分壓電路442。其第三健側感測電路44與第二圖所示之第二患側量測電路14所包含的患側腳底量測單元140與患側分壓電路142的電路結構相同，所以於此將不再加以贅述。

承上所述，處理電路46包含一辨識單元460、一判斷單元462與一分析單元464。辨識單元460係接收第一健側感測電路40所產生之肌電訊號，而辨識肌電訊號之特徵，即辨識單元460用以過濾非屬於單一波峰訊號與其他肌肉電波訊號，以避免雜訊而造成分析單元464所建立的步態對應表有誤差。判斷單元462係接收踝關節角度訊號與腳底壓力訊號，並判斷踝關節角度訊號與腳底壓力訊號之間的關係，而得知正常人體步伐的狀態，分析單元464係接收辨識單元460辨識後之肌電訊號與判斷單元462判斷踝關節角度訊號與腳底壓力訊號之關係後的踝關節角度訊號與腳底壓力訊號，而得知肌電訊號、踝關節角度訊號與腳底壓力訊號三之間的關係而產生關係資訊，並儲存該關係資訊於儲存單元48以完成步態對應表的建立。

請一併參閱第五圖，為本發明之一較佳實施例之患側量測處理電路124的方塊圖。如圖所示，本發明之控制系統1的患側量測處理電路124包含一前置放大器1240、一隔離電路1242、一帶通濾波器1244、一放大器1246與一整流濾波電路1248。前置放大器1240係耦接第一患側量測電極120與第二患側量測電極122，並用以分別放大脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，隔離電路1242耦接前置放大器1240，並隔離放大後之脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，帶通濾波器1244耦接隔離電路1242，並過濾隔離後之帶通濾波器，耦接該隔離電路，並過濾隔離後之該肌電訊號，放大器1246耦接 帶通濾波器1244，並放大過濾後之脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，整流濾波電路1248耦接放大器1246，並整流濾波經放大器1246放大後之脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號，且將整流濾波後之脛前肌電訊號與腓腸肌電訊號傳送至運算控制電路20。

請一併參閱第六圖為本發明之一較佳實施例之複數量測電極分佈於腳底的示意圖。如圖所示，本實施例之患側腳底量測單元140包含複數患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406。該些患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406係分佈於人體腿部(或義肢結構30)之腳底，以感測腳底壓力，於本實施例中，該些患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406係為一壓力感應電阻(Force Sensing Resistor，FSR)，並分別置於雙腳之底部的前端與後端，也就是說，將患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406黏貼至腳底的腳跟與蹠骨頭的位置，由於腳跟與蹠骨頭的位置在人體步行的時候，其腳底的壓力均大於其他腳底區域的壓力，因此，將患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406黏貼至腳底的腳跟與蹠骨頭的位置可以得到良好的量測效果。

請一併參閱第七圖，為本發明之一較佳實施例之患側分壓電路的電路圖。如圖所示，其取四個固定阻抗的電阻1500、1502、1504、1506分別與患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406串聯，該些患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406再相互並聯而形成分壓電路，如此，提供一電源16至患側分壓電路142，即可藉由患側腳底量測電極1400、1402、1404、1406的阻抗變化所產生不同之電壓準位變化，即腳底壓力訊號的變化而可得知腳底壓力。

請復參閱第二圖，本發明之運算控制電路20更可依據步態對應表而產生一震動控制訊號，震動控制訊號用以控制一震動元件50，以震動腿部， 由於運算控制電路20可依據步態對應表而得目前步伐狀態，所以當運算控制電路20得知義肢結構30踩到地面時，則會產生震動控制訊號至震動元件50，震動元件50接收到震動控制訊號後，則對應產生震動以告知使用者現在步伐的狀態。如此，本發明藉由運算控制電路20依據步態對應表而產生震動控制訊號以震動使用者的腿部，以達到人體感覺補償之目的。其中，震動元件50可為一震動馬達。

此外，本發明之運算控制電路20更依據步態對應表而產生一刺激訊號，並傳送刺激訊號至一刺激單元60，該刺激單元60設置於截肢患者之患側腳的肌肉，刺激單元60接收到刺激訊號後則放電刺激患側腳的肌肉，以達到按摩肌肉的目的，而避免殘肢肌肉萎縮。即運算控制電路20會依據步態對應表而得知目前人體的步伐狀態，所以運算控制電路20可在使用者於休息的狀態下，而產生刺激訊號，並傳送該刺激訊號至腿部之截肢部位的肌肉，以達到按摩肌肉的目的，而避免殘肢肌肉萎縮。其中，刺激單元60可為一電極結構。

此外，本發明之控制系統1的電路結構簡單體積小，所以可以配置於使用者的腰部，如此，本發明之控制系統1便於使用者穿戴方便，供使用者日常生活中行走之目的。

綜上所述，本發明之動力輔助義肢結構之控制系統係由一量測模組感測一人體之一患側腳而產生至少一肌電訊號與一腳底壓力訊號。一運算控制電路係耦接量測模組，並接收肌電訊號與一腳底壓力訊號而依據一步態對應表產生一控制訊號，控制訊號用以控制一義肢結構可以模擬人體步伐時踝關節的角度。如此，本發明藉由運算控制電路依據步態對應表而轉換肌電訊號與腳底壓力訊號為控制訊號，以控制一義肢結構模擬該人體健側腳之踝關節角度，而達到該人體行走時健患側腳踝關節角度之對稱性，並 減少耗費體力。

本發明係實為一具有新穎性、進步性及可供產業利用者，應符合我國專利法所規定之專利申請要件無疑，爰依法提出發明專利申請，祈 鈞局早日賜准專利，至感為禱。

惟以上述者，僅為本發明之一較佳實施例而已，並非用來限定本發明實施之範圍，舉凡依本發明申請專利範圍所述之形狀、構造、特徵及精神所為之均等變化與修飾，均應包括於本發明之申請專利範圍內。

1‧‧‧控制系統

10‧‧‧量測模組

12‧‧‧第一患側量測電路

120‧‧‧第一患側量測電極

122‧‧‧第二患側量測電極

124‧‧‧患側量測處理電路

14‧‧‧第二患側量測電路

140‧‧‧患側腳底量測單元

142‧‧‧患側分壓電路

20‧‧‧運算控制電路

22‧‧‧辨識單元

24‧‧‧運算單元

26‧‧‧判斷單元

30‧‧‧義肢結構

50‧‧‧震動元件

60‧‧‧刺激單元

Claims (10)

1. 一種動力輔助義肢結構之控制系統，其包括：一量測模組，用以感測一人體之一患側腳，產生至少一肌電(Electromyography，EMG)訊號與至少一腳底壓力訊號；以及一運算控制電路，耦接該量測模組，並接收該肌電訊號與該腳底壓力訊號而依據一步態對應表產生一控制訊號，該控制訊號用以控制一義肢結構模擬該人體之一健側腳之踝關節的角度。
2. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中該量測模組係感測該人體步行時，該人體之一健側腳的該肌電訊號、該腳底壓力訊號與該健側腳的一踝關節角度之一關係資訊，並將該關係資訊建立於該步態對應表。
3. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中該運算控制電路係依據該步態對應表而控制該義肢結構之踝關節的角度，以模擬該人體之步伐的背屈、蹠屈或推進的動作。
4. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中該量測模組包含：至少一患側量測電極，耦接於該人體之該腿部，產生該肌電訊號；以及一患側量測處理電路，耦接該量測電極，並處理該肌電訊號而傳送處理後之該肌電訊號至該運算控制電路。
5. 如申請專利範圍第4項所述之控制系統，其中該患側量測處理電路包含：一前置放大器，耦接該患側量測電極，並用以放大該肌電訊號；一隔離電路，耦接該前置放大器，並隔離放大後之該肌電訊號；一帶通濾波器，耦接該隔離電路，並過濾隔離後之該肌電訊號；一放大器，耦接該帶通濾波器，並放大過濾後之該肌電訊號；以及一整流濾波電路，耦接該放大器，並整流濾波放大後之該肌電訊號，且 將整流濾波後之該肌電訊號傳送至該運算控制電路。
6. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中更包含：一患側腳底量測單元，用以感測該患側腳之一腳底壓力；以及一患側分壓電路，耦接該患側腳底量測單元，並依據該腳底壓力產生該腳底壓力訊號。
7. 如申請專利範圍第6項所述之控制系統，其中該患側腳底量測單元包含：複數患側腳底量測電極，分佈於該腿部之腳底，以感測該腳底壓力。
8. 如申請專利範圍第6項所述之控制系統，其中該運算控制電路包含：一辨識單元，接收該肌電訊號，並辨識該肌電訊號之特徵；一運算單元，耦接該辨識單元，並依據該步態對應表而運算該辨識單元分析後之該肌電訊號而產生一踝關節角度訊號；以及一判斷單元，耦接該患側分壓電路與該運算單元，並依據該肌電訊號、該腳底壓力訊號與該踝關節角度訊號而產生該控制訊號。
9. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中該運算控制電路依據該步態對應表而產生一震動控制訊號，該震動控制訊號用以控制一震動元件，以震動該腿部。
10. 如申請專利範圍第1項所述之控制系統，其中該運算控制電路依據該步態對應表而產生一刺激訊號，並傳送該刺激訊號至該患側腳的肌肉，以達到按摩肌肉的目的，而避免殘肢肌肉萎縮。