在早先的日本专利发布No.2002-48053中提出了人体运动施加器，该施 加器使用一种形状记忆合金，这种形状记忆合金响应所加的电流产生的热而 发生变形，从而给人的一部分躯体施加伸长或收缩力以帮助其实施所意欲的 运动。然而，由于记忆合金的响应速度及所能给出的位移量的限制，现有技 术的运动施加器是不完美的，亦即它并不能完全满足帮助或两导人体运动的 实际需要。

本发明针对现有技术的上述缺点已作改进。本发明提供了一种经过改进 的人体运动施加器，该施加器能够快速地向人体的部分躯体提供足量的位 移。符合本发明的人体运动施加器包括一个支承件，所述支承件用柔性材料 制造并形成适于围绕在所述人的部分躯体周围，提供围绕所述部分躯体的圆 筒形构造；至少两个电激励弹性作动件，该作动件以可向所述人的部分躯体 传力的方式装载在所述支承件上，所述作动件固定在所述支承件上，以和所 述支承件一起弹性变形；所述弹性作动件包括一个不导电的芯子及一对位于 该芯子相对两侧面上的电极，该电极用于接受施加给它们的直流驱动电压， 所述弹性作动件具有一个长度及沿着长度方向的弹性伸展，因此当所述直流 驱动电压增加时该作动件向所述人的部分躯体发出增大的伸展力；一个用于 提供所述直流驱动电压的直流电压源；一个控制器，对所述弹性作动件施加 的变化范围的所述直流驱动电压，从而向所述人的部分躯体施加变化的运动 诱导力；其中，所述圆筒形支承件具有一个长度方向的轴线并且适于吻合在 人体的躯干周围；所述每个弹性件为带状的并都围绕所述长度方向轴线延 伸，所述两个作动件相对于所述长度方向轴线以不同的夹角延伸使其相互交 叉；所述施加器包括运动传感装置，该传感装置感受躯干分别围绕所述长度 方向轴线和横向轴线即与所述长度方向轴线垂直的轴线的弯曲量，并发出一 个表示该躯干弯曲量的信号，所述控制器响应该弯曲量信号并对弹性作动件 施加相应的变化的直流驱动电压范围，以使所述弹性作动件在一方向上产生 减少所述弯曲量的弹性变形。该弹性作动件能够快速地产生足量的变形，向 人的部分躯体提供稳定而平滑的运动，因此足以帮助或诱导人体实现其意欲 的运动，特别是该施加器用来减轻人体脊柱的畸变。
优选的是，所述控制器提供和该弯曲量信号相应的直流驱动电压范围， 以使作动件发出适当强度的力来促进或阻挡该运动。
作为该运动传感器的替代品，该施加器可以装有一个信号发生器，该信 号发生器发出表示直流驱动电压随机变化的随机信号。控制器响应该随机信 号而向作动件施加随机变化的直流驱动电压，从而使作动件对施加器发出随 机变化的力并迫使使用者发出反作用力，因此对肌肉提供训练或康复的功 能。
在一个优选实施例中，施加器包括一个方向传感器，该传感器感受人的 躯体正在作出的运动的方向并给出表示该运动方向的信号。所述控制器提供 一个运动帮助模式和运动训练模式。当处于运动帮助模式时，控制器响应该 运动方向信号并给出直流驱动电压范围，使弹性作动件作出一方向的变形， 该方向的变形有助于人体正在作出的运动。当处于训练模式时，控制器响应 该运动方向信号并给出直流驱动电压范围，使弹性作动件作出一方向的变 形，该方向的变形与人体正在作出的运动的方向相反。所述施加器还包括一 个选择器，该选择器有选择地激发所述运动帮助模式及所述运动训练模式中 的一个模式。这样的设计，使得该施加器能够有选择地用来作为人体运动帮 助装置或运动训练装置。
另外，可以将控制器设计成响应所述运动信号从选择其中一个弹性作动 件，并对该作动件施加高的直流驱动电压范围，以使其伸展，而同时对另一 个弹性作动件施加低的直流驱动电压范围，以使其从伸展状态下收缩，从而 帮助关节弯曲或伸直。这两个作动件所发出的力形成一个围绕关节的力偶， 该力偶有助于关节的运动。
对于装有运动传感器的施加器来说，其控制器最好包括一个表格，表格 中存有多个程序，该程序给出与所感受到的运动量相对应的不同范围的直流 驱动电压。施加器中还包括一个程序选择器，用于从这些程序中选出一个程 序，以使弹性作动件按照该程序产生变形。这样，施加器便能容易地适应不 同肌肉力度的使用者。
弹性作动件可以由至少一个纤维来实现，该纤维由不导电的中空的圆筒 形芯子和内、外电极组成，该内、外电极分别位于中空芯子的内、外表面上。 这样，作动件能提供沿着纤维的长度方向的最佳变形方向。同时，两个电极 相对于不导电芯子的横断面上具有大的比表面，因此只需要最小的直流驱动 电压便能得到较大的电激励力来使作动件沿着其长度方向变形，从而保证了 有效的电力驱动。不导电的空心圆筒形芯子内可以填充电极，以使纤维的直 径达到最小。优选的是，外电极上覆盖有一层不导电的护层。另外，可以将 许多带有不导电护层的纤维捆梆在一起而形成一个单个的可变形模块。
为了使作动件能够很好的适应人的部分躯体的轮廓，至少一股纤维是编 织的以使所述弹性作动件进入到编织的结构中，其具有固有的回弹性，这种 回弹性叠加到纤维所具有的弹性变形上。弹性作动件或上述纤维可以编织成 圆筒形构造以便吻合在人体的部分躯体周围。圆筒形构造中的编织纤维可以 是紧密地贴合在类似的圆筒形柔性支承件上或是本身可以确定该支承件的 主要部分。
所述纤维可以螺旋地绕成一个圆筒形的弹性作动件，该作动件是要被吻 合在部分人体周围的。
另外，弹性作动件可包括的不导电芯子可以是一种具有弹性的板片，该 板片具有一个前面和一个后面，两个面上分别覆盖了电极。每个电极具有许 多柔性的垫片，各垫片以相互间隔开设置并相互电连接，以具有相同的电位。 这种构造使得电极具有足够的柔性来随着弹性板片的弹性变形而变形，从而 使得整个作动件具有更好的回弹性。
另外，至少一个所述弹性作动件具有的不导电芯子是一种具有弹性的板 片，该板片具有一个前面和一个后面，该前面和该后面上各自形成了两个所 述电极，每个所述电极的形状是一个具有许多空洞的多孔薄膜，以使该电极 为柔软的。
另外，至少一个所述弹性作动件具有许多所述不导电芯子，每个芯子都 具有弹性板片形式，该弹性作动件还具有许多筛状薄膜形式的所述电极，该 电极上具有许多空洞以使其为柔软的，所述不导电芯子及所述电极交替地层 叠在一起。
另外，作动件可以在一个特定方向上经受机械的预压缩以产生一个机械 的弹簧力，该弹簧力叠加在由于施加直流驱动电压而发生的电激励力上。这 种方式的作动件可以具有一个最佳的变形方向，其中作动件主要是按照所接 受的直流驱动电压来变形，而最终得到的力主要是沿着预定方向加到人体 上。
通过下面结合附图所进行的实施例描述，本发明的这些及其它的目的和 优点将更加明显。

图1为符合本发明第一实施例的可穿戴式人体运动施加器的透视图；
图2为用于上述施加器的电激励弹性作动件的透视图；
图3A及图3B为上述施加器工作情况的示意图；
图4为上述施加器的电路方框图；
图5为上述施加器使用反馈控制的方框图；
图6和图7分别说明上述施加器的工作状况；
图8为上述施加器的透视图；
图9A及图9B为符合本发明第二实施例的可穿戴式人体运动施加器的原 理图；
图10为符合本发明第三实施例的可穿戴式人体运动施加器的透视图；
图11为可应用到上述施加器中的一个相似的作动件的原理图；
图12和图13为符合本发明第四实施例的可穿戴式人体运动施加器的原 理图；
图14为上述施加器的电路方框图；
图15为符合本发明第五实施例的可穿戴式人体运动施加器的透视图；
图16上述施加器所用的作动件的透视图；
图17为上述作动件的剖面图，图中的绝缘护层已揭除；
图18及图19示意地表述了可用于上述施加器的作动件中的捆梆式组合 件；
图20A及图20B示意地表述了可用于本发明施加器的编织构造的作动 件；
图21A及图21B示意地表述了可用于本发明施加器的圆筒构造的作动 件；
图22A及图22B示意地表述了可用于本发明施加器的螺旋构造的作动 件；
图23为可用于本发明施加器的一种作动件的平面图，该作动件带有许 多柔性垫片；
图24示意地表述了一个作动件电路；
图25为可并入到上述作动件中的椭圆形电极的示意图；
图26A及图26B为可用于本发明施加器的圆筒形作动件的透视图；
图27A及图27B为可用于本发明施加器的另一种作动件，该作动件带有 穿孔的电极；
图28为可用于本发明施加器的带有筛状电极的作动件的透视图；
图29为上述施加器中的筛状电极的平面图；
图30为可用于本发明施加器的多层构造作动件的透视图；
图31A及图31B为带有预压缩电极的作动件的示意图，该种电极可以并 入到上述作动件中。

图1所示为符合本发明第一实施例的可穿戴式人体运动施加器。该施加 器包括一个柔性支承件10和控制器30，支承件10上带有一对电激励弹性作 动件50，而控制器30装在使用者身上(例如衣服上或口袋中)。柔性支承 件10包括一个可伸展织物制成的本体11和用来将支承件固定在躯体上的紧 固件12，该本体11适于吻合在诸如膝关节等部分躯体周围。本体11可以制 成套筒或绷带形式，如图8所示。作动件50如公知那样是一种电致伸缩聚 合物作动器，并由不导电的芯子51和一对位于芯子51的相对两个侧面上的 柔性电极60组成。不导电芯子51用诸如丙烯酸弹性体及硅树脂等弹性聚合 物制成。如图2所示，本实施例的作动件50是一个细长的板片，其厚度方 向上带有两个间隔开的电极60。电极60由贵金属填料和碳黑的混合物形成， 它们扩散到聚合物的表面内或覆盖在聚合物表面上并能柔性地随着聚合物 一起弹性变形。当两个电极60上施加一个直流驱动电压时，这两个电极60 便相互吸引，结果使得作动件50在其厚度方向上受到压缩而在长度及宽度 方向上产生可回复的扩展。当直流驱动电压去除时作动件50便回复其原有 尺寸，亦即由于聚合物的固有回弹特性而收缩。作动件50的弹性变形量与 所加的直流电压成正比。因此，当直流电压增加时作动件50能够扩张到更 大程度，而当电压下降时则会收缩。在该实施例中，控制器30设计用来改 变施加到两个电极60上的直流电压。
如图3A及3B所示，支承件10吻合在膝关节周围，其中一个作动件50 位于关节前方另一个作动件50位于关节的后方，以产生帮助关节弯曲或伸 直的力。为此，施加器包括一个传感器20。该传感器20放置在支承件10的 内面并和关节周围的皮肤相接触以感受关节正在作出的运动。传感器20可 以是一个应变片、肌电传感器、或压强传感器。该传感器20监测腿肌所发 出的瞬间力并给出指示监测结果的输出值。如图4所示，控制器30包括一 个运动分析器31，其用途为分析来自传感器20的输出值以确定所测得的力 的瞬间值及作用方向，亦即确定膝部是弯曲的还是伸直的。这里，运动分析 器31和传感器20协同工作而成为一个运动传感器，该运动传感器给出一个 运动信号，该运动信号表示人体的该关节部位正在作出的运动的大小及方 向。控制器30要向作动件上的两个电极60施加变化的直流电压，以产生一 个帮助力(AF)，该帮助力(AF)和人体实际发出的力(HF)成正比并小于 该人体力(HF)，二者的差值为一个常量，如图6所示。由于各个个体的肌 肉力量是不同的，控制器30内备有一个能量表格32，表格32中载有大量的 确定所监测到的人力(HF)和帮助力(AF)目标值之间的关系的程序。控制 器30中包括一个程序选择器33，该选择器33的用途为从这些程序中选择一 个程序以根据所监测到的人力(HF)值来提供帮助力(AF)的目标值。调节 器34按照该选定的程序将控制信号发给直流可变电压源38，以能量表格32 中的目标值为基础，以图5所示的反馈方式来调节施加给作动件的直流驱动 电压。结果是作动件所发出的帮助力(AF)能够精确地跟随实际人力(HF) 而变化，如图7所示。图7演示了由人力(HF)所代表的腿肌力和由帮助力 (AF)所代表的作动件输出之间的同步关系，图中展示的是二者在一个走步 周期之内的变化。直流可变电压源38和开关36都装在控制器外壳40内， 并且通过电缆41及位于支承件一端的可分离插头42连接到作动件50上。 从插头42连到作动件50的电连接是用电线或类似的柔性金属丝来实现的。
运动信号还馈送给方向选择器35以判定由所选定程序所确定的直流电 压应该施加到哪一个作动件50上以使其伸展，该方向选择器35已经对所监 测到的人力的方向有所认定。这样，当膝部从图3A所示的位置弯曲到图3B 所示位置时，传感器的输出增加，方向选择器35便触发一个开关36以将能 量加到膝部前方的那个作动件50上并断开膝部后方的作动件的能量供应， 于是前作动件朝有助于膝部弯曲的方向伸展。相反，当膝部伸直时，传感器 的输出下降，方向选择器35触发开关36以将能量加到膝部后方的那个作动 件50上并断开膝部前方的作动件的能量供应，于是后作动件朝有助于膝部 伸直的方向伸展。
除了能帮助关节运动的功能以外，本实施例的施加器还可产生和人体运 动相反的力以达到锻炼腿部肌肉的目的。为此，控制器30被编程为具有“运 动帮助”及“运动训练”两个模式并包括一个用来选定其中一个模式的模式 选择器37。当处于运动帮助模式时，施加器所产生的是帮助力；当处于训练 模式时，施加器所产生的是相反的阻挡力。当选定了训练模式时，方向选择 器35起了和上述运动帮助模式时相反的作用，亦即在关节作伸直运动的实 际情况下选择器35激励其中一个作动件，该作动件使得关节弯曲，反之亦 然。
在控制器外壳40的前面板上装有用来选择模式和程序的按钮44以及用 来显示所选定的模式和程序的显示器46。
这里指出，当弯曲或伸直关节时，其中一个弹性作动件伸展，而同时另 一个弹性作动件则从伸展状态下收缩，从而形成一个围绕关节的力偶，因此 增强了施加器的性能。然而，由于人体在弯曲关节时比伸直关节时需要更多 的能量，因此可以仅在关节前方设置一个作动件，该作动件伸展时便会帮助 关节弯曲。
另外，虽然最好是将作动件50设置在支承件10的内面处以使作动件50 和人的躯体接触并将力直接传输给躯体，但也可将作动件50并入到支承件 10的内部或甚至就设置在支承件10的外表面上，倘若这样该力仍能通过支 承件传输给人体。
如图8所示，支承件10可以在长度方向的两端上各设一个传感器20， 以用来给出监测结果的平均值，或是能够得到更可靠的人体运动数据。
图9A及9B展示了本发明的第二实施例，其中该施加器包括一个手套状 的柔性支承件10A，其用途为帮助手指运动或是对手指进行训练。手套上每 个手指的手掌一面和手背一面上各设有一个作动件50A。两个面上的作动件 50A并联地连接到相同的直流电压源的两端上，因此它们将同时受到激励而 产生作用力共同来帮助手指弯曲或伸直。该实施例的其它结构或操作情况同 第一实施例。在本实施例中，传感器可以设在手套的任何一个手指上。
图10展示了本发明的第三实施例。该实施例设计用来减轻人体脊柱畸 变。该实施例包括一个圆筒形的绕在人体周围的躯体支承件10B。躯体支承 件10B用柔性材料制作并带有一对相同的带状作动件50B。两个作动件50B 在支承件的长度方向的轴线周围延伸并在支承件背部处相互交叉。支承件 50B还带有四个传感器20B。这四个传感器20分别设置在每个作动件50B的 各端上，以获得躯干分别围绕长度方向轴线和横向轴线(该横向轴线垂直于 长度方向轴线)的弯曲(strains)量。各个传感器20B的输出经由与图4 实施例相似的运动分析器进行处理后给出表示弯曲量的弯曲信号。该实施例 中还包括一个相似的控制器，其用于响应所述弯曲信号而给出变化的直流驱 动电压范围，以使一个或两个作动件产生能够减轻该弯曲量(亦即躯干的畸 变量)的弹性变形。
图11展示了另一种作动件50C。该作动件50C是一种可用于本发明施加 器的多层构造。作动件50C包括许多板片形的不导电的弹性芯子51C以及许 多平板形柔性电极60C，这些芯子及电极交替地层叠在一起。各个电极和相 隔一个的电极一起连接到相同的电位上，因此所有的不导电芯子都受到相同 的电位差以产生均匀的变形。
图12到图14展示了本发明的第四实施例。该实施例是设计用来对人体 下肢进行按摩的。该实施例包括一个柔性的管形支承件10D，其用途为吻合 在下肢的小腿附近。在该实施例中，支承件10D带有一个管形的作动件50D。 管形作动件50D的内、外表面上相应地设有柔性电极。随着作用在这些电极 上的直流电压的增加及减少，该管形作动件50D便相应地径向伸展及收缩。 于是，便在下肢上反复地产生并随后释放一个压力，这样就对下肢起按摩作 用。
为此，控制器30D包括了一个生成随机信号的随机信号发生器39D。该 随机信号通过倍增器47D馈送到电压发生器48D。随机信号在这里进行处理 以得出适当范围的直流驱动电压，该驱动电压从直流电压源38D施加到作动 件50D上。控制器30D还包括一个调节器49D，该调节器49D通过倍增器47D 对直流驱动电压的范围进行调节，从而改变按摩的强度。虽然本实施例中使 用了随机信号发生器39D以随机地改变作用在人体上的力的强度，但本实施 例同样可以使用一个确定变化的直流电压图或是间断地使用恒定的直流电 压来使管形作动件50D作重复性的伸展及收缩，同样可以达到按摩下肢的目 的。
这里指出，上述控制器30D同样可以应用到前面描述过的各个实施例中 来替代图4所示的控制器30。这样，作动件便生成一种随机变化的力来使关 节弯曲或伸直，该随机变化的力包括和人的意愿相反的力，以达到训练或康 复的目的。
图15到图17展示了本发明的第五实施例。该实施例除了使用作动件50E 以外其余都与第一实施例相同。每个作动件50E都是纤维状的。该纤维具有 一个由弹性体聚合物制成的不导电的空心圆筒形的芯子51E。每个空心圆筒 形芯子51E的内、外表面上扩散或覆盖了电极60E。每个电极60E都由碳黑 和贵金属填料(Precious metal filler)的混合物形成，该电极具有足够 的柔性来跟随空心圆筒芯子作弹性变形。于是，作动件50E能够在长度方向 上弹性地伸展，此弹性伸展和施加在电极60E上的直流驱动电压成正比。纤 维状作动件50E排成一行并固定在管形套筒10E的前侧面上，使得作动件50E 可以将力传输给人的部分躯体。诸作动件50E并联地连到直流电源38E的两 端，因此它们将同时根据控制器30E的输出来变形。控制器30E和第一实施 例中所用的控制器的构造相同。为了防止外电极60E和周围环境发生电接触， 每个外电极60E表面上都覆盖了一层不导电的护层52E。传感器20E设置在 支承件10E的内面上，其功能与第一实施例中所述的相同。在纤维状作动件 的结构中，外电极相对不导电芯子横断面的比表面很大，因此使作动件变形 的电激励力也很大。这样就可以用很小的电力来使作动件变形，因而能高效 的进行电力驱动。虽然图中展示的实施例的作动件是空心的，但该作动件也 可以是实心的，亦即在芯子的中心孔中填满了内电极60E。这样的实心作动 件具有纤维直径较小的优点。
如图18及图19所示，多个纤维状作动件50E可以捆绑成一束成为一个 作动模块，该模块固定在支承件上以对人的部分躯体提供更大的力量。
备选的是，如图20A及20B所示，单股的纤维状作动件50E可以织入到 一种编织构造中，该编织构造具有自己的回弹性，该回弹性可以叠加到纤维 状作动件的弹性变形上。由于编织构造本身具有回弹性的最佳方向，可以成 功地将纤维状作动件的电激励变形对沿着该最佳方向引导。这样，便可有效 而且高效地使编织构造中的作动件在预定的方向上从未通电的图20A状态变 形到通电的图20B状态。这种编织作动件的形状可以是一个平坦的板片以固 定到支承件上，或可以是一个围绕在人的部分躯体周围的套筒。当编织作动 件是一个平坦板片时，该作动件可以很好的用在上述的如图1、8、9及10 所示的实施例中。当编织作动件是一个套筒时，该作动件可以最佳地用在如 图12所示的实施例中。套筒形的作动件可以固定到管形支承件上，或甚至 可以形成为管形支承件的主要部分。在后一种情况下，支承件可以简单地设 计成将套筒形作动件附着到人的部分躯体上。在作动件50E被编织到一个如 图21A所示的两端直径较大中间直径较小的套筒内的情况下，当作动件50E 通电而发生弹性变形时，可以在纵轴方向上产生更大的弹性变形力，如图21B 所示。
另外，纤维状作动件50E可以形成一个如图22A所示的被螺旋成圆筒形 以围绕在人的部分躯体周围。当通电时，纤维状作动件50E沿着圆周方向伸 展，圆筒的直径随着增加，如图22B所示。因此，螺旋管式作动件可以最佳 地应用在如图12所示的实施例中。
图23及图24所示的作动件50F的形状与前面公开的不同，但同样可以 应用在本发明的施加器中。作动件50F由用弹性体聚合物制作的不导电的平 板形芯子51F和设置在芯子51F的相对两个侧面上的许多柔性垫片61组成。 芯子每个侧面上的诸多垫片61都被连接以具有相等的电位并确定了一个电 极60F。诸垫片61都是园形的，它们沿着不导电芯子的长度及宽度方向间隔 均匀地排列成一个阵列。当在两个电极60F之间加上直流驱动电压时，作动 件50F沿着其长度及宽度方向基本均匀地伸展，而柔性垫片61伴随着变形。 为了得到一个最佳变形方向，例如长度方向，每个垫片都可以制成椭圆形， 椭圆的长轴对准作动件50F的长度方向，如图25所示。
图26A所示为另一种作动件50G，这种作动件50G的形状为两端直径较 大中间直径较小的圆筒。作动件50G包括一个由弹性体聚合物制成的不导电 的圆筒形芯子51G。圆筒的内、外表面上各设置了一个柔性垫片61的阵列以 确定电极60G，正如参照图23及图24的说明相同。如此制成的作动件50G 当进行激励时将大大地在轴向伸展，当直流驱动电压降低时便将收缩，而垫 片61将随着它变形，如图26B所示。圆筒形作动件50G可以最佳地用来围 绕在部分躯体上以对躯体的整个园周进行反复的拉伸。
可以用如图27A所示的带孔的具有孔洞阵列62的电极60H来替代上述 柔性垫片，使得作动件在长度和宽度方向上都具有足够的柔性。不导电芯子 的两个侧面都使用了这种带孔的电极的作动件，当对这两个电极加上直流驱 动电压时，作动件能够在长度及宽度方向上基本等同地进行伸展，如图27B 所示。
图28及图29所示为一种板片状作动件50J。该作动件50J具有一对各 由筛状薄膜所确定的电极。这种作动件50J可以用到本发明的施加器中。作 动件50J包括由弹性体聚合物形成的不导电芯子51J及位于芯子51J相对两 个侧面上的筛状薄膜电极60J。该筛状薄膜电极60J是用许多相互交叉的导 线来形成的，如图29所示，这种电极60J具有足够的柔性来随着聚合物或 不导电芯子51J的变形而变形。这样，整个作动件50J，当对其加上或断开 直流驱动电压时，便能够在很大范围内平滑地伸展或收缩。这里指出，这种 带有筛状薄膜电极的作动件可以制成任何其它适用的形状，例如圆筒形等。 另外，可以将两个以上的筛状薄膜电极60J和相应数量的不导电芯子51J交 替层叠起来形成一个如图30所示的多层结构的作动件，这种作动件能够形 成很大的伸展力或收缩力。
图31A所示为不导电芯子51K的两个侧面上都带有预压缩电极60K的另 一施加器50K。这种作动件50K可以用作本发明的施加器。该作动件50K中 的电极60K用导线制成机械弹簧形状。在该弹簧状电极60K在长度方向上受 到压缩的状态下将其两端相应地固定在芯子51K的长度方向的两端上。这样， 该作动件便具有一个最佳变形方向，其中弹簧受到偏压。当加上直流驱动电 压时，作动件50K能发出的更大的总变形力，该总变形力等与不导电芯子51K 的电激励力加上电极60K的机械弹簧力，如图31B所示。
应当指出，这里所公开的有关施加器的调控及作动件的构造方面的各个 特征还可对其进行许多修改，但这种修改还将包含在本发明的范围内。