[0001] 本
发明涉及医疗器械，尤其涉及定义期望外骨骼运动轨迹的方法、使用者行走辅助设备和以具有
支撑电机装置功能障碍、上肢及上半身正常运作时下肢有限偏移或完全无运动
力的使用者的预先确定提前运动模式来控制行走辅助的方法。本发明提供了具有支撑电机装置功能障碍的使用者以类似于健康的人的行走模式的行走模式于
水平面或斜面上以及梯段和越过障碍物行走的可能性，其也可以应用于进行康复与修养程序。
[0002] 有一种定义期望外骨骼运动轨迹以用于具有支撑电机装置功能障碍、因下肢有限的偏移而不具有独立运动的可能性的使用者进行运动的已知方法，其中至外骨骼
驱动器的控制
信号根据安装在使用者腿部的电动外骨骼的夹紧元件上的力
传感器的读数产生[US7731670B2
专利，2010年公布]。
[0003] 这一方法无法用于下肢完全无运
动能力的使用者，例如，对于截瘫的使用者，因为他们在腿部无法产生肌力，以及对于下肢有限偏移的使用者，不能确保类似于不具有支撑电机装置功能障碍的人行走模式的期望行走模式的设定。
[0004] 在定义外骨骼期望轨迹以用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者在矢状面中进行运动的方法的方面，最接近所提出发明的方法是在直
角坐标系中定义外骨骼期望运动轨迹以用于以具有支撑电机装置功能障碍的使用者的预先确定提前运动模式使用外骨骼在矢状面进行运动的方法，外骨骼包括配备有用于连接使用者躯体的夹具的壳、左、右脚蹬，它们中的每一个包括枢转连接的相应股骨和小腿部分以及配备有连接使用者腿部的相应夹具且配置为在矢状平面内旋转的
脚踏，其中相应股骨部分的上端分别地与外骨骼壳的左、右端枢转连接，髋枢轴关节和膝枢轴关节配备有相邻部分的相对角度旋转的传感器并配置为机动化，以及机载
控制器连接到相邻部分的相对角度旋转的传感器和电动关节驱动器的控制输入端，其中根据这种方法使用运动捕捉系统，运动捕捉系统包括
串联连接的测量设备单元以收集并传输捕获的运动参数数据、捕获的运动参数
数据处理单元以及捕获的运动参数储存单元，其输出端连接到运动捕捉系统的输出端，确保测量在运动过程中预选人体点的直角坐标。[A.P.Aliseychik，I.A.Orlov，V.E.Pavlovskiy，V.V.Pavlovskiy，A.K.Platonov.，脊椎患者神经康复的下肢外骨骼的力学和控制(Mechanics and control of exoskeletons for lower extremities for neurorehabilitation of spinal patients.)-“XI理论与应用力学的基本问题的全俄公约(All-Russian convention on fundamental problems of theoretical and applied mechanics)”CD-ROM，Kazan，8月
20–24，2015，p.133–135].
[0005] 在这种方法中，使用者的运动模式形成为外骨骼交叉角度的一组时间函数，其不允许改变运动参数-步长、抬腿高度和行走节奏。
[0006] 所提出方法意欲实现的技术成果是对期望运动轨迹的时间依赖参数进行计算，以允许在直角坐标系统矢状面上精确定义外骨骼期望运动轨迹，以用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者以接近不具有支撑电机装置功能障碍的人的运动模式的运动模式来进行运动，以及改变步伐参数(步长，抬腿高度和行走节奏)。
[0007] 有一种用于处于预先确定的提前运动模式的具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备包括配备有一个或几个执行机构的外骨骼，一个或几个执行机构连接到外骨骼的各个部分，外骨骼的各个部分连接到使用者的相应身体部分，其中该设备提供：接受指示期望顺序运动的输入数据；获得程序化的数据传送，以执行进行指令执行的执行机构的相对移动期望以及根据每个指令的驱动器的相对移动进行外骨骼的一个或多个部分的移动所需要的一个或多个顺序指令。[PCT
申请WO 2011002306 A1，2011公布]
[0008] 此设备中，被发送到驱动器并定义外骨骼运动的
输入信号是分阶段的，因此影响外骨骼行走的平滑度以及不允许形成对外骨骼驱动器的控制输入，对外骨骼驱动器的该控制输入可以提供近似自然行走方式，因此，对具有支撑电机装置功能障碍的使用者所用的行走辅助设备的
人体工学特性有负面影响。
[0009] 在设备方面最接近本发明的设备是以预先确定的提前运动模式用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备，其包括下肢的外骨骼，其中外骨骼包括盆骨部分、左、右脚蹬，它们中的每一个包括股骨部分和小腿部分以及脚踏，其中相邻部分使用相应枢轴关节进行连接使其能够在矢状面上旋转以及装备有集成在当前角度和
角速度测量单元的相对角度旋转的传感器，髋枢轴关节和膝枢轴关节被配置为机动化并配备有相应的驱动器，例如电动驱动器，以及机载控制器与相邻部分的相对角度旋转的传感器和电动关节驱动器的控制输入端连接，其中脚踏装备有集成于脚蹬反应测量单元并安装在脚踏的跟部和脚趾帽上的脚蹬反应传感器，另外，行走辅助设备包括左右
扶手和控制设备，控制设备包括期望外骨骼角度和角速度计算单元、外部力矩估算单元以及至外骨骼驱动器的
控制信号的计算和生成单元，外骨骼驱动器连接于相应驱动器的控制输入端，其中期望外骨骼角度和角速度计算单元的输入端连接于控制设备的第一输入端，其第三输入端连接于当前角度有角速度测量单元的输出端。[RU2364385专利，公布于2009]
[0010] 此设备有以下缺点：
[0011] -至外骨骼驱动器的驱动信号是从不受影响的肢体上取下的
肌电图传感器的信号，因此此设备及其控制方法无法用于没有肌肉活动(完全轻瘫)的使用者，包括截瘫；
[0012] -来自这些传感器的信号无法提供枢轴角度方面的比例；
[0013] -发送至驱动器并定义外骨骼运动的输入信号是阶段性的，因此影响外骨骼中行走的平滑性；
[0014] -当生成至外骨骼驱动器的控制信号时，使用者肌肉疲劳对肌
电信号值的影响没有被考虑，因此影响外骨骼运动的准确性；
[0015] -在生成至外骨骼驱动器的信号时控制信号生成单元中所使用的使用者穿戴的外骨骼数学模型没有考虑因使用者躯干振动所产生的力矩的影响，其重量是躯体重量的一半左右。
[0016] 上述因素限制了该设备的功能性能力以及无法形成提供近似自然行走方式的对外骨骼驱动器的控制影响，其对具有支撑电机装置功能障碍的使用者所用的行走辅助设备的人体工学特性有负面影响。
[0017] 在此行走辅助装置的控制方法方面，最接近本发明的控制方法是以预先确定的提前运动模式用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的控制方法，行走辅助设备包括下肢的外骨骼，外骨骼包括盆骨部分、左、右脚蹬，它们中的每一个包括股骨部分和小腿部分以及脚踏，其中相邻部分使用相应枢轴关节进行连接使其能够在矢状面上旋转以及装备有集成于当前角度和角速度测量单元的相对角度旋转的传感器，髋枢轴关节和膝枢轴关节被配置为机动化并配备有相应的驱动器，例如电动驱动器，以及机载控制器与相邻部分的相对角度旋转的传感器和电动关节驱动器的控制输入端连接，其中脚踏装备有集成于脚蹬反应测量单元并安装在脚踏的跟部和脚趾帽上的脚蹬反应传感器，另外，行走辅助设备包括左右扶手和控制设备，控制设备包括期望外骨骼角度和角速度计算单元、外部力矩估算单元以及至外骨骼驱动器的控制信号的计算和生成单元，外骨骼驱动器连接到相应驱动器的控制输入端，其中期望外骨骼角度和角速度计算单元的输入端连接到控制设备的第一输入端，其第三输入端连接于当前角度和角速度测量单元的输出端。其中根据此方法，髋关节和
膝关节的当前角度和角速度以及脚蹬反
应力被测量[RU2364385专利，2009公布]。
[0018] 控制用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的上述行走辅助设备的方法确定了对功能性能力的限制并且因为无法应用于对完全失去支撑电机装置功能的使用者给予行走辅助而无法提供该设备的高人体工程学特性，以及当被部分失去上述功能的使用者使用时，其无法提供使用者接近自然的行走方式。
[0019] 每个设备及方法所要求保护的技术结果2
[0020] 本技术成果，就用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备和控制该设备的方法方面，本发明意图实现的技术结果是通过提供完全或者部分丧失肌肉运动活性的使用者控制正确的行走方式(接近不具有支撑电机装置功能障碍的人的行走方式)设定的可能性、使用遥控控制在沿着期望轨迹的运动期间设置和改变诸如长度、抬腿高度和行走节奏等步伐参数的可能性，以及提升在该轨迹上外骨骼运动的精确度，来增强功能性能力和提升装置的人体工学特性。
[0021] 在设备实施方面，本发明意欲实现的其他技术结果是：
[0022] -提供用于辅助完全和部分截瘫行走的设备的可能性；
[0023] -通过选择各种行走参数(长度、抬起高度和步伐节奏)的可能性来提供设备的各种操作模式的可能性-在平面、斜面、阶梯面运动以及跨越障碍、就地行走，以提供恢复使用者正确的行走模式的可能性。
[0024] -提供沿在直角坐标系中定义的髋枢轴(pivot)和踝枢轴的期望轨迹的平滑性和平滑运动的可能性。
[0025] 为了实现上述技术成果，定义外骨骼运动的期望轨迹用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者在矢状面进行移动的方法，根据此方法采用运动捕捉系统，包括串联连接的测量设备单元以收集并传送捕获的运动参数数据、捕获的运动参数数据处理单元和捕获的运动参数储存单元，捕获的运动参数储存单元的输出端连接于运动捕捉系统的输出端，以保证对运动过程中对预选人体点的直角坐标进行测量，不具有支撑电机装置功能障碍的人被用于测量预选人体点的直角坐标，位于冠状面与位于矢状面的各髋关节轴和各踝关节轴之间的交叉点用作预选人体点，预选人体点的直角坐标被测量。其中上述直角坐标根据时间以对于每一个预先确定提前运动模式上述人运动期间沿上述矢状面的直角坐标系的轴的轨迹形式进行测量，并以每个测量轨迹的数据阵列的形式保存在捕获的运动参数储存单元中，其中上述矢状面的坐标系统的坐标轴是垂直方向的，横坐标轴-沿外骨骼运动过程(course)，以及进一步在其输入端连接于运动捕捉系统输出端的捕获的运动参数处理单元中，对捕获的运动参数进行处理，基于上述直角坐标的数据阵列，是表设置函数，为每个选择提前可微分、内插上述轨迹、分析函数、至少微分二次、比如样条函数包括三次样条而对参数和/或插值系数进行计算，其中保存已计算的参数和/或插值系数在连接到捕获的运动参数处理单元的输出端的参数和/或插值系数储存单元中。
[0026] 其中不具有支撑电机装置功能障碍的人的预先确定提前运动模式采用这些模式：“平面上行走”，：“上
楼梯”，“下楼梯”，“走上倾斜面”，“走下倾斜面”，“跨越障碍”，“坐下休息”，“伸直腿站直”，“由“坐下休息”
位置到伸直腿站直”，“由“伸直腿站直”到坐下休息”。
[0027] 为了实现上述技术成果，用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备包括下肢的外骨骼，包括盆骨部分、左、右脚蹬，它们中的每一个都包括股骨部分和小腿部分和脚踏。其中相邻部分使用相应枢轴关节连接保证了它们在矢状面上旋转的可能性并装备了集成在当前角度和角速度测量单元的相应的相对角度转动的传感器，其中髋枢轴关节和膝枢轴关节被配置为机动化并配备相应的驱动器，例如电动驱动器，以及机载控制器连接到相邻部分的相对角度转动的传感器和电动关节驱动器的控制输入端。
[0028] 其中脚踏装备了集成于脚蹬反应单元并安装在脚踏的跟部及脚趾帽上的脚蹬反应传感器，另外行走辅助装置包括左右扶手和控制设备，控制设备包括期望外骨骼角度和角速度计算单元、外部力矩估算单元以及至外骨骼驱动器的控制信号计算和生成单元，其中期望外骨骼角度和角速度计算单元输入端连接于控制设备第一输入端，控制设备的第三输入端连接于当前角度和角速度测量单元的输出端，其增加了辅助专家的外部电脑、控制面板、电动驱动器
电流测量单元以及直角坐标系中期望轨迹生成单元，辅助专家的外部电脑配置为向辅助专家提供向外骨骼机载控制器输入小腿长度与股骨长度的比值、小腿长度以及外骨骼部分连接到的使用者体节(body segments)的
质量惯性特性、运动模式的选择、调整如步长、抬腿高度和行走节奏等运动参数的可能性，控制面板配置为向使用者提供运动模式的选择和调整如步长、抬腿高度和行走节奏等运动参数的可能性，电动驱动器电流测量单元包括第一、第二、第三、第四电动驱动器各自的第一、第二、第三、第四电流传感器，直角坐标系中期望轨迹生成单元配置为向其输入和在其存储用于预先确定提前运动模式的直角坐标系中期望运动轨迹的时间依赖参数和/或插值系数，直角坐标系中期望轨迹生成单元的第一输入端连接于控制设备的第一输出端，同时第二输入端-到脚蹬反应测量单元的输出端，第一输出端-连接于控制设备的第一输入端，以及第二输出端配置为连接到直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统的输入端，直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统的输入端的输出端配置为连接到直角坐标系中期望轨迹生成单元的第三输入端，直角坐标系中期望轨迹生成单元的第四输入端配置为连接到辅助专家的外部电脑的输出端，其中控制设备增加了直角坐标系中沿轨迹的期望运
加速度生成单元、期望角
加速度计算单元、外骨骼驱动器
角加速度计算单元、外骨骼当前直角坐标向量计算单元以及
外壳角运动估算单元，直角坐标系中沿轨迹的期望运加速度生成单元的第一输入端连接到控制设备的第一输入端，期望角加速度计算单元的第一输入端连接到沿轨迹的期望运动加速度生成单元的输出端，以及第二输入端-到期望角度和角速度生成单元的输出端，其中外骨骼驱动器角加速度计算单元的第一输入端连接到期望角加速度计算单元的输出端，以及第二输入端-到期望角度和角速度计算单元的输出端，外骨骼当前直角坐标向量计算单元的输入端连接到控制设备的第三输入端，且输出端-到直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元的第二输入端，外壳角运动估算单元的输入端连接到外骨骼当前直角坐标计算单元的输出端，以及输出端-到外部力矩估算单元的第四输入端，外部力矩估算单元的第五输入端通过控制设备的第二输入端连接到脚蹬反应计算单元的输出端，其中控制信号生成单元的第一输入端连接到外部力矩估算单元的输出端，外部力矩估算单元的第一输入端连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元的输出端，以及第二输入端-连接到控制设备的第三输入端，控制设备的第三输入端也连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元的第三输入端和控制信号生成单元的第二输入端，控制信号生成单元的第三输入端连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元的输出端，第四输入端-到控制设备的第四输入端，控制设备的第四输入端也连接到外部力矩估算单元的第三输入端，以及控制信号生成单元的输出端到控制设备的输出端，控制设备的输出端连接到装备了电机电流测量单元的电动驱动器的电流传感器的驱动器的控制输入端，其中控制设备的第四输入端连接到电动电机电流测量单元的输出端。
[0029] 为实现上述技术成果，基于使用者所用行走辅助设备的已知控制方法中的外骨骼用于处于预先确定提前运动模式的具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的控制方法，包括下肢的外骨骼，包括盆骨部分、左、右脚蹬，它们中的每一个都包括股骨部分和小腿部分和脚踏，其中相邻部分使用相应枢轴关节进行连接以提供在矢状面上旋转的可能性并装备了集成于当前角度和角速度测量单元的相应的相对角度转动的传感器，其中髋枢轴关节和膝枢轴关节被配置为机动化并配备相应的驱动器，例如电动驱动器，以及与相邻部分的相对角度转动的传感器和电动关节驱动器的控制输入端连接的机载控制器，其中脚踏装备了集成于脚蹬反应测量单元并安装在脚踏的跟部及脚趾帽上的脚蹬反应传感器。另外行走辅助设备包括左右扶手和控制设备，控制设备包括期望外骨骼角度和角速度计算单元、外部力矩估算单元以及至外骨骼驱动器控制信号计算和生成单元，其中期望外骨骼角度和角速度计算单元的输入端连接于控制设备的第一输入端，控制设备的第三输入端连接于当前角度和角速度测量单元的输出端。
[0030] 其中，根据本方法，髋关节和膝关节的当前角度和角速度及脚蹬反应力被测量，用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备增加了辅助专家的外部电脑、控制面板、电动驱动器电流测量单元以及直角坐标系中期望轨迹生成单元，辅助专家的外部电脑配置为向辅助专家提供向机载控制器输入小腿长度与股骨长度的比值、小腿长度以及外骨骼部分连接于其的使用者体节的质量惯性特性、运动模式的选择、调整如步长、抬腿高度和行走节奏等运动参数的可能性，控制面板配置为向使用者提供步长、抬腿高度和行走节奏的选择的可能性，电动驱动器电流测量单元包括第一、第二、第三、第四电动驱动器各自的第一、第二、第三、第四电流传感器，直角坐标系中期望轨迹生成单元配置为向其输入和存储于其中用于预先确定提前运动模式的直角坐标系中的期望运动轨迹的时间依赖参数和/或插值系数，直角坐标系中期望轨迹生成单元的第一输入端连接到控制面板的输出端，以及第二输入端-到脚蹬反应测量单元的输出端，第一输出端连接到控制设备的第一输入端，第二输出端配置为连接到直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统的输入端，直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统的输出端配置为连接到直角坐标系中期望轨迹生成单元的第三输入端，直角坐标系中期望轨迹生成单元的第四输入端配置为连接到辅助专家的外部电脑的输出端，
[0031] 其中控制设备增加了直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元、期望角加速度计算单元、外骨骼驱动器角加速度计算单元、外骨骼当前直角坐标向量计算单元以及外壳角运动估算单元，直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元的第一输入端连接到控制设备的第一输入端，期望角加速度计算单元的第一输入端连接到沿轨迹的期望运动加速度计算单元的输出端，以及第二输入端-到期望角度和角速度生成单元的输出端。
[0032] 其中外骨骼驱动器角加速度计算单元的第一输入端连接到期望角加速度计算单元的输出端，以及第二输入端-到期望角度和角速度生成单元，外骨骼当前直角坐标向量计算单元的输入端连接到控制设备的第三输入端，且输出端-到直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元的第二输入端，外壳角运动估算单元的输入端连接到外骨骼当前直角坐标计算单元的输出端，以及输出端-到外部力矩估算单元的第四入出端，外部力矩估算单元的第五输入端通过控制设备的第二输入端连接到脚蹬反应测量单元的输出端，其中控制信号生成单元的第一输入端连接到外部力矩估算单元的输出端，外部力矩估算单元的第一输入端连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元，以及第二输入端-连接到控制设备的第三输入端，控制设备的第三输入端也连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元的第三输入端和控制信号生成单元的第二输入端，控制信号生成单元的第三输入端连接到外骨骼驱动器角加速度计算单元的输出端，第四输入端-到控制设备的第四输入端，控制设备的第四输入端也连接到外部力矩估算单元的第三输入端连接，以及控制信号生成单元的输出端到控制设备的输出端，控制设备的输出端连接到驱动器的控制输入端，装备了电机电流测量单元的电动电机的电流传感器，其中控制设备的第四输入端连接到电动电机电流测量单元的输出端。
[0033] 其中，根据用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的所述控制方法，小腿长度与股骨长度的比值、小腿长度被测量和使用者体节的质量惯性特性在外骨骼部分连接到使用者体节的情况下进行直接或间接测量并经过辅助专家的外部计算机和机载控制器的直角坐标系中期望轨迹生成单元的第四输入端输入到机载控制器的直角坐标系中期望轨迹生成单元中并通过它-向直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统输入这样测得的使用者参数如小腿长度、小腿长度与股骨长度的比值和穿着外骨骼的使用者体节的质量惯性特性，并根据使用者的小腿长度与股骨长度的特定比值，由直角坐标系中期望运动轨迹确定系统获得数据，数据以不具有支撑电机装置功能障碍的人在每个预先确定提前模式下运动中获得的插值函数插值的参数(系数)阵列的形式输入到直角坐标系中期望轨迹生成单元，使用辅助专家的外部电脑或控制面板从一系列预先确定提前模式中设定模式，通过与等价于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的小腿长度与不具有支撑电机装置功能障碍的人的小腿长度之间的比值的系数相乘来计算和缩放内插函数的数值，期望步伐参数由控制面板或辅助专家的外部电脑通过以相应系数缩放在直角坐标系中代表的相应于使用者的内插轨迹以及用于改变腿转移时间(行走节奏)-通过缩放这些函数的时间轴来进行设定。
[0034] 其中，对每个特定的坐标和它们的组合进行缩放，在当前外骨骼直角坐标计算单元中，当前外骨骼直角坐标向量基于髋关节和膝关节的角度和角速度所获得的测量值进行计算，在直角坐标系中期望轨迹生成单元中，依赖时间的外骨骼的髋关节和膝关节的期望轨迹通过基于在直角坐标系中记录的内插函数的数值的已储存的依赖时间参数(系数)值阵列进行计算；期望角度及角速度的向量基于期望轨迹和他们的一阶导数的向量的先前计算值进行计算，在直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元中，直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度向量基于先前计算的直角坐标系中位置和速度向量的值和期望轨迹及它们的一阶导数和二阶导数的向量的值进行计算，在期望角度和角速度生成单元中，期望角加速度向量基于直角坐标系辊沿轨迹运动的期望加速度向量和期望角度和角速度向量进行计算，在期望外骨骼驱动器角加速度生成单元中，外骨骼驱动器的期望角加速度的向量基于先前计算的期望角速度的向量、期望角度和角速度的向量、枢轴关节的当前角度和角速度值的向量进行计算，在外部力矩估算单元中，外部力矩向量基于先前计算的对驱动器的期望角加速度向量、枢轴关节的当前角度和角加速度值的向量、脚蹬反应向量、外骨骼驱动器电流所测得的向量并考虑穿上外骨骼的使用者体节的质量惯性特性来进行计算，以及外骨骼驱动器的控制信号向量在外骨骼驱动器控制信号生成单元中基于先前计算的当前角度值的向量、外部力矩向量和枢轴关节的当前角度及角速度值所测得的向量、外骨骼驱动器电流的向量进行计算和生成。
[0035] 其中作为具有支撑电机装置功能障碍的使用者的预先确定提前运动模式采用如下模式：“平面上行走”，“上楼梯”，“下楼梯”，“走上倾斜面”，“走下倾斜面”，“跨越障碍”，“坐下休息”，“伸直腿站直”，“由“坐下休息”位置到伸直腿站直”，“由“伸直腿站直”到坐下休息”。
[0036] 其中直角坐标系中期望运动轨迹生成单元和控制设备在外骨骼的机载控制器中以
软件实施。
[0037] 图1显示了用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的外观，图2-该设备的运动图，图3-直角坐标系中外骨骼期望运动轨迹参数确定系统的功能图，以及图4-用于使用者的行走辅助设备的功能图。
[0038] 图5-9显示了采用维科(Vicon)运动视频捕捉系统在实验上获得的直角坐标系中不具有支撑电机装置功能障碍的人的下肢的几个点在矢状面的运动轨迹。
[0039] 图5-显示了直角坐标系中转移腿的髋关节、膝关节和踝关节以及脚趾的运动轨迹，以及图6-支撑腿的髋关节、膝关节和踝关节以及脚趾。
[0040] 图7-显示了直角坐标系中便携式腿的髋关节和踝关节的运动轨迹，示出了具有初始步长的轨迹(虚线表示)和步长减小30％的轨迹(实线表示)
[0041] 图8-显示了沿腿抬高轴线腿转移的支撑轨迹(实线)和加速30％腿转移的轨迹(虚线)，图9-显示了沿纵向腿转移轴线转移的支撑轨迹和加速30％腿转移的轨迹。
[0043] 1-下肢的外骨骼；
[0044] 2-盆骨部分；
[0045] 3和4-分别为左、右脚蹬；
[0046] 5和6-分别为左、右股骨部分；
[0047] 7和8-分别为左、右小腿部分；
[0048] 9和10-分别为左、右脚踏；；
[0049] 11-左髋枢轴关节；
[0050] 12-左膝枢轴关节
[0051] 13-左踝枢轴关节；
[0052] 14-右髋枢轴关节；
[0053] 15-右膝枢轴关节；
[0054] 16-右踝枢轴关节；
[0055] 17-左股骨部分的相对角度转动的传感器；
[0056] 18-左小腿部分的相对角度转动的传感器；
[0057] 19-在直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第二输出端；
[0058] 20-右股骨部分的相对角度转动的传感器；
[0059] 21-右小腿部分的相对角度转动的传感器；
[0060] 22-在直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第三输出端；
[0061] 23-左髋枢轴关节的驱动器；
[0062] 24-右髋枢轴关节的驱动器；
[0063] 25-左膝枢轴关节的驱动器；
[0064] 26-右膝枢轴关节的驱动器；
[0065] 27，28，29和30-第一，第二，第三和第四脚蹬反应力传感器；
[0066] 31-脚蹬反应测量单元；
[0067] 32-控制面板；
[0068] 33和34-分别为左右扶手；
[0069] 35-控制设备；
[0070] 36-期望外骨骼角度和角速度计算单元；
[0071] 37-期望外骨骼角度和角速度计算单元36的输入端；
[0072] 38--控制设备35的第一输入端；
[0073] 39-控制设备35的第三输入端；
[0074] 40-外部力矩估算单元；
[0075] 41-直角坐标系中期望轨迹生成单元；
[0076] 42-直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第一输入端；
[0077] 43-直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统；
[0078] 44-直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元；
[0079] 45-直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元44的第一输入端；
[0080] 46-期望角加速度计算单元；
[0081] 47-期望角加速度计算单元46的第一输入端；
[0082] 48-外骨骼驱动器期望角加速度计算单元；
[0083] 49和50-分别为外骨骼驱动器角加速度计算单元48的第一和第二输入端；
[0084] 51-外骨骼当前直角坐标向量计算单元；
[0085] 52-外骨骼驱动器控制信号生成单元；
[0086] 53-直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第二输入端；
[0087] 54-期望角加速度计算单元46的第二输入端；
[0088] 55-直角坐标系中沿轨迹的期望运动加速度生成单元44的第二输入端；
[0089] 56-外骨骼驱动器控制信号生成单元52的第一输入端；
[0090] 57和58-分别为外部力矩估算单元40的第一和第二输入端；
[0091] 59-外骨骼驱动器期望角加速度计算单元48的第三输入端；
[0092] 60，61，62-分别为外骨骼驱动器控制信号生成单元52的第二，第三，第四输入端。
[0093] 63-控制设备35的第四输入端；
[0094] 64-外部力矩估算单元40的第三输入端；
[0095] 65-电动驱动器电流测量单元；
[0096] 66，67，68和69-分别为第一电动驱动器23，第二电动驱动器24，第三电动驱动器25和第四电动驱动器26的电流的第一，第二，第三和第四69传感器。
[0097] 70-当前角度和角速度测量单元；
[0098] 71-使用者躯干角运动估算单元；
[0099] 72-使用者躯干角运动估算单元的输入端；
[0100] 73-外部力矩估算单元40的第四输入端；
[0101] 74-外部力矩估算单元40的第五输入端；
[0102] 75-控制设备35的第五输入端；
[0103] 76-直角坐标系中外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元；
[0104] 77-运动捕捉系统；
[0105] 78-收集和传送所捕获的运动参数数据的测量设备单元；
[0106] 79-捕获的运动参数数据处理单元；
[0107] 80-捕获的运动参数储存单元；
[0108] 81-捕获的运动参数处理单元；
[0109] 82-拐杖柄
[0110] 83-直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第一输出端；
[0111] 84-直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第四输出端；
[0112] 85-机载控制器
[0113] 86-辅助专家的外部电脑；
[0114] 87-直角坐标系中期望运动轨迹确定控制器；
[0115] 88和89-分别是助理的外部电脑86的第一和第二输出端；
[0116] 90-外部力矩估算单元40的第六输入端；
[0117] 在直角坐标系中定义期望外骨骼运动轨迹用于以具有支撑电机装置功能障碍的使用者的预先确定的提前运动模式在矢状面进行运动的方法对于外骨骼1进行实施，外骨骼1包括盆骨部分2以及左脚蹬3、右脚蹬4，它们中的每一个脚蹬包括股骨部分5(6)和小腿部分7(8)以及脚踏9(10)。
[0118] 其中相邻部分2-5、5-7、7-9、2-6、6-8和8-10使用相应枢轴关节11、12、13、14、15和16连接以确保它们在矢状面的转动以及装备有集成在当前角度和角速度测量单元70的相对角度转动的相应传感器17、18、20、21，其中髋枢轴关节11、14和膝枢轴关节12、15配置为机动化并装备有相应的驱动器23、24和25、26，例如电动驱动器，以及机载控制器85连接到相邻部分的相对角度转动的传感器17、18、20、21和电动关节驱动器23、24和25、26的控制输入端。
[0119] 其中，根据此方法，运动捕捉系统77，其包括串联连接的测量设备单元78以收集和传送捕获的运动参数数据、捕获的运动参数数据处理单元79、捕获的运动参数储存单元80，其输出端连接到运动捕捉系统77的输出端，确保对运动过程中预选人体点的直角坐标的测量，其中运动捕捉系统77在直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43的范围内使用，以及不具有支撑电机装置功能障碍的人用于测量预选人体点的直角坐标，以及位于冠状面与位于矢状面的髋关节轴之间和位于冠状面与位于矢状面的踝关节轴之间的交叉点用作预选人体点，对其直角坐标进行测量。
[0120] 其中上述直角坐标依赖时间以每个预先确定的提前运动模式上述人运动时沿上述矢状面的直角坐标系的轴的轨迹的形式进行测量，，并以每个测量轨迹的数据阵列(data array)的形式储存于捕捉的运动参数储存单元80，其中矢状面的上述坐标系统的坐标轴是垂直取向的，而横坐标轴-沿外骨骼运动的路线(course)。
[0121] 进一步在集成于直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43中的捕获的运动参数处理单元81中，其输入端连接到运动捕捉系统77的输出端，进行捕获的运动参数和/或插值系数的处理，基于直角坐标的表设置时间函数(table set time function)的上述阵列对选择的提前可微分的、内插上述轨迹、分析函数、对于比如样条函数(splines)包括三次样条函数至少被微分两次的每个参数和/或插值系数进行计算。
[0122] 其中已计算的参数和/或插值系数记录于直角坐标系中外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元76中，外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元76连接到捕获的运动参数处理单元81的输出端并集成到直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43。
[0123] 其中上述测量、对作为这些测量结果获得的数据的处理以及这些数据处理的结果的储存对于具有各种各样小腿长度与股骨长度的比值的人进行，其中为这组中的每个人保存关于上述比值和小腿长度的数据。
[0124] 其中直角坐标系中捕获的运动参数处理单元81和外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元76应优选地在直角坐标中期望运动轨迹系统确定的控制器87中以软件实现。
[0125] 其中不具有支撑电机装置功能障碍的人的预先确定的提前运动模式采用这些模式：“平面上行走”，“上楼梯”，“下楼梯”，“走上倾斜面”，“走下倾斜面”，“跨越障碍”，“坐下休息”，“伸直腿站直”，“由“坐下休息”位置到伸直腿站直”，“由“伸直腿站直”到坐下休息”。
[0126] 以预先确定的提前运动模式用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备，包括下肢的外骨骼1，外骨骼1包括盆骨部分2及左脚蹬3、右脚蹬4，它们中的每一个包括股骨部分5(6)和小腿部分7(8)和脚踏9(10)。其中相邻部分2-5、5-7、7-9、2-6、6-8和8-10采用相应枢轴关节11、12、13、14、15和16连接以确保它们在矢状面的转动以及装备有集成在当前角度和角速度测量单元70的相对角度转动的相应传感器17、18、20、21。
[0127] 其中髋枢轴关节11、14和膝枢轴关节12、15配置为机动化并装备有相应的驱动器23、24及25、26，例如，电动驱动器，以及机载控制器85连接到相邻部分的相对角度转动的传感器17、18、20、21和电动关节驱动器23、24和25、26的控制输入端。其中脚踏9和10装备有集成于脚蹬反应测量单元31并安装在脚踏9(10)的脚跟27(29)和脚趾帽28(30)上的第一27、第二28、第三29、第四30脚蹬反应传感器。
[0128] 此外，行走辅助设备包括左扶手33及右扶手34以及控制设备35，控制设备35包括外骨骼1期望角度和角速度计算单元36、外部力矩估算单元40和至外骨骼1驱动器控制信号生成单元52，至外骨骼1驱动器控制信号生成单元52连接到相应驱动器的控制输入端，其中外骨骼1期望角度和角速度计算单元36的输入端37连接到控制设备35的第一输入端38，控制设备35的第三输入端39连接到当前角度和角速度测量单元70的输出端。
[0129] 另外，用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备包括辅助专家的外部电脑86、控制面板32和电动驱动器电流测量单元65，外部电脑86配置为提供辅助专家向外骨骼1的机载控制器85输入小腿长度与股骨长度的比值、小腿长度以及与外骨骼部分连接的使用者体节的质量惯性特性、对运动模式进行选择以及对如步长、抬腿高度和几乎行节奏等运动参数进行调整的可能性，控制面板32配置为向使用者提供运动模式的选择和调整如步长，腿上升高度和行走节奏等运动参数的可能性，电动驱动器电流测量单元65包括第一23、第二24、第三25、第四26电动驱动器各自的第一66，第二67，第三68，第四69电流传感器。
[0130] 另外，用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备包括期望直角轨迹生成单元41，期望直角轨迹生成单元41配置为向其输入并在其储存用于预先确定的提前运动模式的期望直角轨迹的时间依赖参数和/或插值系数，其第一输入端42连接于控制面板32的输出端，第二输入端53-到脚蹬反应测量单元31的输出端，第一输出端83连接到控制设备35的第一输入端38，以及第二输出端19配置为具有连接到期望运动直角轨迹参数确定系统43的可能性，期望运动直角轨迹参数确定系统43的输出端配置为具有连接到期望直角轨迹生成单元41的第三输入端22的可能性，期望直角轨迹生成单元41的第四输入端84配置为具有连接到辅助专家的外部电脑86的第一输出端88的可能性，辅助专家的外部电脑86的第二输出端89配置有连接到外部力矩估算单元40的第六输入端90的可能性。
[0131] 其中控制设备35包括沿直角坐标系中轨迹的期望运动加速度生成单元44、期望角加速度计算单元46、对外骨骼1驱动器期望角加速度计算单元48以及外骨骼1当前直角坐标向量计算单元51，沿直角坐标系中轨迹的期望运动加速度生成单元44的第一输入端45连接到控制设备35的第一输入端38，期望角加速度计算单元4的第一输入端47连接到期望轨迹加速度生成单元44的输出端，以及第二输入端54-到期望外骨骼角度和角速度计算单元36，对外骨骼1驱动器期望角加速度计算单元48的第一输入端49连接到期望角加速度计算单元46的输出端，以及第二输入端50-到期望外骨骼角度和角速度计算单元36的输出端，外骨骼
1当前直角坐标向量计算单元51的输入端连接到控制设备35的第三输入端39，以及输出端到沿直角坐标系中轨迹的期望运动加速度生成单元44的第二输入端55。
[0132] 另外，行走辅助设备包括使用者躯干角运动估算单元71，其输入端72连接到外骨骼当前直角坐标向量计算单元51的输出端，以及输出端-到外部力矩估算单元40的第四输入端73，外部力矩估算单元40的第五输入端74通过控制设备35的第二输入端75连接到脚蹬反应测量单元31的输出端。
[0133] 其中，外骨骼驱动器控制信号生成单元52的第一输入端56连接到外部力矩估算单元40的输出端，外部力矩估算单元40的第一输入端57连接到外骨骼驱动器期望角加速度计算单元48的输出端，以及第二输入端58-到控制设备35的第三输入端39，也连接到外骨骼驱动器期望角加速度计算单元48的第三输入端59和到外骨骼驱动器控制信号生成单元52的第二输入端60，外骨骼驱动器控制信号生成单元52的第三输入端61连接到外骨骼驱动器期望角加速度计算单元48的输出端，第四输入端62-到控制设备35的第四输入端63，也连接到外部力矩估算单元40的第三输入端64，以及输出端-到控制设备35的输出端，连接到装备有电动电机电流测量单元65的电动电机的电流的各传感器66，67，68，69的驱动器23、24、25、26的控制输入端，其中控制设备35的第四输入端63连接到电动电机电流测量单元65的输出端。
[0134] 其中，根据控制用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的以上行走辅助设备的本方法，小腿长度与股骨长度的比值、小腿长度和与外骨骼部分连接的使用者体节的质量惯性特性被测量并通过辅助专家的外部电脑86和机载控制器85的直角坐标系中期望轨迹生成单元41的第四输入端84输入到机载控制器85的直角坐标系中期望轨迹生成单元41中和通过其向直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43输入这类测得的使用者参数如小腿长度，小腿长度与股骨长度的比值和穿着外骨骼1的使用者体节的质量惯性特性，根据输入的小腿长度与股骨长度的使用者比值，从直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43进行数据提取，其以不具有支撑电机装置功能障碍的人以每一个预先确定的提前模式移动时所获得的插值函数插值的参数(系数)阵列的形式输入到直角坐标系中的期望轨迹生成单元41，从控制面板32的辅助专家的外部电脑86，使用者运动模式被设定，并通过与等价于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的小腿长度与不具有支撑电机装置功能障碍的人的小腿长度的比值的系数相乘来计算和缩放插值函数的数值，期望步伐参数由控制面板或辅助专家的外部电脑通过以相应系数缩放在直角坐标系中表示的相应于使用者的插值轨迹来进行设定，以及用于改变腿转移时间(行走节奏)-通过缩放这些函数的时间轴，其中，对每个特定的坐标和它们的组合进行缩放，当前外骨骼直角坐标向量基于髋关节和膝关节的角度和角速度所获得的测量值来进行计算，外骨骼的髋枢轴和膝枢轴的期望运动轨迹基于记录在直角坐标系中插值函数的数值的储存的和时间依赖的参数(系数)值阵列而依赖时间通过计算生成；期望角度及角速度向量基于先前计算的期望轨迹及其一阶导数的向量值进行计算；直角坐标系中沿轨迹运动的期望加速度的向量基于先前计算的直角坐标系统中位置和速度向量的值和期望轨迹及它们的一阶导数和二阶导数的向量的值进行计算；期望角加速度向量基于直角坐标系沿轨迹运动的期望加速度的向量和期望角度和角速度的向量进行计算；期望外骨骼驱动器角加速度的向量基于先前计算的期望角加速度的向量、期望角度及角速度的向量、当前枢轴
关节角度和角速度值的向量进行计算；外部力矩向量基于先前计算的对驱动器的期望角加速度向量、枢轴关节的当前角度和角加速度值的向量、所测得的外骨骼驱动器电流向量并考虑穿着外骨骼的使用者体节的质量惯性特性进行计算，以及外骨骼驱动器的控制信号的向量基于先前计算的当前枢轴关节角度和角速度值向量、外骨骼驱动器电流向量和脚蹬反应向量进行计算和生成。
[0135] 其中具有支撑电机装置功能障碍的人的预先确定的提前运动模式采用这些模式：“平面上行走”，“上楼梯”，“下楼梯”，“走上倾斜面”，“走下倾斜面”，“跨越障碍”，“坐下休息”，“伸直腿站直”，“由“坐下休息”位置到伸直腿站直”，“由“伸直腿站直”到坐下休息”。
[0136] 其中直角坐标系中期望运动轨迹生成单元41和控制设备35在位于外骨骼1的机载控制器85中以软件实施。
[0137] 用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的使用原则说明
[0138] 对用于具有支撑电机装置功能障碍的使用者的行走辅助设备的操作通常表征为三个阶段：
[0139] -预备，在其中形成明确地表征不具有支撑电机装置功能障碍的人对于预先确定的提前运动模式在直角坐标系中的行走(行走模式)的数据阵列，其是具有支撑电机装置功能障碍的使用者对于预先确定的提前运动模式在相同的直角坐标系中的期望运动轨迹。
[0140] -测量以及调整阶段，其中进行所需的具有支撑电机装置功能障碍的使用者的质量惯性特性和几何特性的测量以及将所测量的数据输入进入外骨骼机载控制器，以及设定外骨骼运动模式和行走参数(步长，抬腿高度，行走节奏)；
[0141] -对外骨骼驱动器的控制效果生成的阶段，其中进行控制信号的计算和对外骨骼驱动器生成控制信号。
[0142] 预备阶段
[0143] 根据定义外骨骼的期望运动轨迹以用于以具有支撑电机装置功能障碍的使用者的预先确定的提前在矢状面中进行运动的所述方法，运动捕捉对不具有支撑电机装置功能障碍的人进行(图5，6)，对直角坐标系中捕获的运动进行储存，对在不具有支撑电机装置功能障碍的人相同的预先确定的提前运动模式下在矢状面中在直角坐标系中期望运动轨迹的参数和/或插值系数进行计算并使用。另外，不具有支撑电机装置功能障碍的该人应当与具有支撑电机装置功能障碍的使用者具有相同的小腿长度与股骨长度的比值。此外，他们的小腿长度应当被记录。
[0144] 为实施定义期望外骨骼运动轨迹的方法，使用了直角坐标系中期望外骨骼运动轨迹参数确定系统43，包括了以下技术手段：
[0145] 运动捕捉系统77，其包括串联连接的测量设备单元78以收集和传送捕获的运动参数数据，捕获的运动参数数据处理单元79，以及捕获的运动参数储存单元80，捕获的运动参数储存单元80的输出端连接到运动捕捉系统77的输出端并串联连接捕获的运动参数处理单元81，捕获的运动参数处理单元81的输入端连接到运动捕捉系统77的输出端和外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元76，在其中也记录了不具有支撑电机装置功能障碍的人的小腿长度与股骨长度的比值的数据。
[0146] 因此，在单元76中，同时为了具有不同小腿长度与股骨长度的比值的群体以及为了对应于各种预先确定的提前运动模式的轨迹(平面上、倾斜面上及阶梯面上行走，以及降低和从休息中站起的模式)，积累和储存已计算的期望轨迹的参数和/或插值系数，其中为这一群体中每个人保存关于上述比值和小腿长度的数据。
[0147] 优选是捕获的运动参数处理单元81和直角坐标系中外骨骼期望运动轨迹参数和/或插值系数储存单元76在直角坐标系中期望运动轨迹确定控制器87中实施。
[0148] 其中作为不具有支撑电机装置功能障碍的人的预先确定的提前运动模式使用这些模式：“平面上行走”，“上楼梯”，“下楼梯”，“走上倾斜面”，“走下倾斜面”，“跨越障碍”，“坐下休息”，“伸直腿站直”，“由“坐下休息”到伸直腿站直”，“由“伸直腿站直”到坐下休息”。
[0149] 测量以及调整阶段
[0150] 在测量和调整阶段，对具有支撑电机装置功能障碍的使用者的人体测量和质量惯性参数进行测量并输入到外骨骼机载控制器。这些测量由将测量值通过外部电脑86输入进外骨骼1机载控制器85的辅助专家进行。
[0151] 因此，根据由辅助专家测得的小腿长度和小腿长度/股骨长度的比值，其通过直角坐标系中期望运动轨迹生成单元41的第四输入端84，上述单元41的第二输出端19和直角坐标系中期望运动轨迹参数确定系统43的输入端输入，并通过上述系统43的输出端，对应于所有预先确定的提前人运动模式所需的输入比值的期望轨迹的参数和/或插值系数的阵列被
抽取。之后通过不具有支撑电机装置功能障碍的人和具有支撑电机装置功能障碍的使用者的小腿长度系数进行轨迹缩放，其在直角坐标系中呈现，以及使用者的期望轨迹的插值系数被计算。获得的系数明确地确定在矢状面的外骨骼运动的期望轨迹以用于以具有支撑电机装置功能障碍的使用者的预先确定的提前运动模式进行移动，进一步地其在外骨骼运动过程中作为参考使用。
[0152] 在设定行走参数后(步长，抬腿高度，行走节奏)，以相应系数对在直角坐标系中呈现的相应于使用者的内插轨迹进行缩放，全部用于改变腿部转移时间(行走节奏)-通过缩放这些函数的时间轴，其中为每个特定坐标和它们的组合进行缩放。参考和缩放的轨迹如图7-9所示。
[0153] 对外骨骼驱动器的控制效果生成的阶段
[0154] 根据文献[V·V·Beletskiy.双足行走。动力学和控制的模型任务(Biped walking.Model tasks of dynamics and control).莫斯科:Nauka，1984.268页.P219–
220]已知，在矢状面运动时使用者的下身部位集成和连接到其的外骨骼的动态模型可以通过考虑使用者躯干运动的方程来描述，
[0155]
[0156] 其中D–[7x7]矩阵描述了人集成在外骨骼中时外骨骼的惯性，H–[7x1]科氏力和
离心力向量，G–[7x1]重力向量，R(θ)-[7x1]支撑腿的脚蹬反应向量，W–[7x4]-某个(certain)矩阵，τe–[4x1]驱动器产生的控制力矩向量，τh–[6x1]外部冲击力矩向量，θ， –[7x1]广义坐标、速度和加速度向量。向量θ[7x1]由髋关节xpel,ypel的直角坐标、使用者躯干倾角ψ以及支撑和转移腿的髋枢轴关节11、14和膝枢轴关节12、15中交叉角向量组成。
[0157] 使用控制面板32，从一系列预先确定的提前运动模式中选择所需的运动模式。使用集成于当前角度和角速度测量单元70中相对角度转动的传感器17，20和18，21，髋枢轴关节11、14和膝枢轴关节12、15的角速度被测量，以及使用集成于电动电机电流测量单元65中的传感器66，67，68，和69，进行电动电机电流测量-分别在电动驱动器电动电机23，24，25，26中。
[0158] 同时，使用集成于脚蹬反应测量单元31中的力传感器27，28，29和30，关于脚踏9和10中脚蹬反应的数据被收集。
[0159] 另外，关于来自控制面板32的信号，从期望运动轨迹参数确定系统43的参数和/或插值系数储存单元76向直角坐标系中期望轨迹生成单元41的内存，输入与具有上述功能障碍的使用者的小腿长度与股骨长比值相同的不具有支撑电机装置功能障碍的人的预先确定的提前运动模式的运动轨迹的参数和/或插值系数，和不具有上述功能障碍的人的小腿长度。
[0160] 辅助设备需要调整到特定使用者(-小腿长度/股骨长度的比值和小腿长度)的人体测量参数，以及其质量维度参数。助手使用辅助专家的外部电脑86将这些使用者参数输入进单元41。之后，单元41接受来自单元43的相应于输入的使用者人体测量参数的各种运动模式的一组期望运动轨迹。
[0161] 外骨骼的运动起始和步伐参数由助理使用外部电脑86和/或由使用者使用控制面板32进行设置。
[0162] 在外骨骼当前直角坐标向量计算单元51中，当前外骨骼直角坐标的向量基于获得的髋枢轴关节11及14和膝枢轴关节12及15中角度和角速度测量值进行计算。
[0163] 对于单支撑行走情况，两个脚踝枢轴和骨盆枢轴的关系式为[V·V·Beletskiy.双足行走。动力学和控制的模型任务(Biped walking.Model tasks of dynamics and control).莫斯科:Nauka，1984.268页.P16]的形式
[0164]
[0165]
[0166] 其中向量Y＝[xpel,ypel,x1a,y1a,x2a,y2a]′，被认为是时间函数。
[0167] 在单元41中，外骨骼髋枢轴和踝枢轴运动的期望轨迹基于记录在直角坐标系中的插值函数Ξ(t)和它们的一阶导数 和二阶导数 所储存的时间依赖的参数(系数)值阵列数值而根据时间通过计算生成。
[0168] 期望角度及角速度生成单元36基于先前计算的期望轨迹和它们的一阶导数的向量数值来计算期望角度及角速度的向量。
[0169] 关系式(2)，(3)假设倒比值存在[V·V·Beletskiy.双足行走(Biped walking).-莫斯科·Nauka，1984-286页.P16]
[0170]
[0171]
[0172] 使用向量 与比值(4)，(5)一起，使期望角度 和它们的一阶导数可以根据下述公式进行计算
[0173]
[0174]
[0175] 沿轨迹的期望运动加速度生成单元44中，直角坐标系中沿轨迹运动的期望加速度的向量基于先前计算的直角坐标系中位置和速度向量值和期望轨迹及它们的一阶导数和二阶导数的向量值进行计算。
[0176] 沿轨迹外骨骼运动的
稳定性通过如下方式形成的控制获得，与期望轨迹的外骨骼坐标的偏差ε是渐近趋于0的递减时间函数(例如以 λ1,λ2＜0的形式)。
[0177] 在对Y两次微分后从其确定向量，我们获得第二阶导数
[0178]
[0179] 确保髋枢轴和踝枢轴中沿轨迹的平滑运动。向量值λ1,λ2以负实数的形式设定，并且是设置系数和由使用者外骨骼人机系统的动态特征确定的调整参数。
[0180] 在期望角加速度计算单元46中，期望角加速度向量基于直角坐标系中沿轨迹运动的期望加速度向量和期望角度和角速度向量进行计算。
[0181] 向量 用于对期望角加速度向量 进行计算。为此，通过对公式(5)进行微分和插入向量 和向量Y*(t)＝Ξ(t)， 在其中，我们计算向量分量
每个角度获得的期望二阶导数的表达式 是考虑到外骨骼与直角坐标中期望轨迹的可
能偏差而形成的。
[0182] 在单元48中，对驱动器期望角加速度的向量基于先前计算的期望角加速度向量、期望角度和角速度的向量、枢轴关节中的角度和角速度的当前值的向量进行计算。
[0183] 保证驱动系统控制质量提升的下一级
算法构成，包括对由驱动系统排除(work off)的角加速度的向量分量 进行计算，其考虑外骨骼驱动系统运行时发生的可能误差而形成。
[0184]
[0185] 这里μ1,μ2＜0–控制参数向量，其值由驱动动力学决定。其允许提供了沿期望轨迹的平滑外骨骼运动和提升了运动实施的精确度。
[0186] 在单元71中，对身体角运动进行估算。操作员身体是最重的物体，确实需要考虑其运动。在控制操作员ψ身体的方法的本
实施例中，角运动基于公式(V·V·Beletskiy.双足行走。动力学和控制的模型任务(Biped walking.Model tasks of dynamics and control.)莫斯科:Nauka，1984.268页，P65，V·V·Beletskiy，E·K·Lavrovskiy双足行走的模型任务/固体身体机械学(Lavrovskiy Model task of biped walking./Solid body mechanics，No.2，1981.p25)进行估算
[0187]
[0188]
[0189] 其中，mt-躯干(trunk)质量；
[0190] J-躯干惯性矩；
[0192] M-使用者体量；
[0193] L-步长；
[0194] h-盆骨点移动的高度；
[0195] Tstep-步周期，从这里可以获得这个角度的一阶导数和二阶导数。角度的估算值ψ和其导数被用于估算外部力矩，外部力矩主要因操作员的身体振荡产生。
[0196] 在外部力矩估算单元40中，外部力矩向量基于先前计算的对驱动器的期望角加速度向量、枢轴关节中角度和角速度当前值的向量以及测得的外骨骼驱动器电流向量进行计算。为提供平滑的外骨骼运动，必须将动力学方程与振荡身体移动的估算一起进行考虑。
[0197] 外骨骼驱动系统可以是液压驱动，
气动驱动或电动驱动。
[0198] 已知[V.V.Titov，I.V.Shardyko，I.Yu.Dalyaev.实施两级操纵的力矩转矩控制(Implementation of force-torque control for two-stage manipulator)./Visnik NTUU“KPI”.系列机械仪器(Series of machine equipment)No.2(68).2013.P150]，电动驱动动力学通过以下方程描述
[0199]
[0200] 其中τm–电机力矩；Cm，Ce-分别为电机的力矩和电常数；e-电机反电动势；Rm，Lm＝电机
电阻和电枢电感；Jm-电机
转子惯性矩；τmext–电机轴上的外力矩； –电机轴α的加速度和角旋转速率；；τfric–电机轴上的
摩擦力；и-电机绕组上的馈电
电压。
[0201] 另一方面，在电动驱动器的情况下，从动力学方程获得的关于驱动器的外部力矩向量有如下形式
[0202]
[0203] 其中 可以发现使用考虑了此机械系统的质量惯性[A.V.Voronov.下肢的肌肉和关节的解剖组织和
生物力学特征(Anatomical organization and
biomechanical characteristics of muscles and joints of a lower extremity)/莫斯科，Fizkultura，obrazovanie i nauka，2003，P11–12，19–20；D.A.Winter，人体运动的生物力学和电机控制(Biomechanics and motor control of human movement)，2005.JOHN WILEY&SONS，INC.，P.86，表4.1]特性-外骨骼中的人的估算以及基于考虑驱动器动力学和电机驱动器中进行的电流向量测量。作为结果
[0204]
[0205] 这里Mdv-减速
齿轮输出轴上的电机产生的力矩，Cm，Je–
电动机参数矩阵，j–减速(reduction)系数矩阵，i–当前向量，T[7x4]-对外骨骼交叉角度向量的向量转换矩阵θ，τfric–驱动到电机输出轴的摩擦力矩。
[0206] 在控制信号生成单元52中，给外骨骼驱动器的控制信号向量基于先前计算的当前角度向量、估算的外部力矩向量和测量的枢轴关节中的当前角度和角速度值的向量以及外骨骼驱动器电流向量进行计算和生成。
[0207] 在电动驱动器的情况下，控制电压按下述进行计算
[0208]
[0209] 类似地，控制可以为其它类型的驱动器组织。
[0210] 上述各公式可以用于开发生成直角坐标系中的期望运动轨迹和对外骨骼驱动器的控制信号的算法以及在外骨骼机载控制器中以软件实施。
[0211] 因此，所述本发明与
现有技术的显著差异：
[0212] -提供了对于部分和完全失去支撑电机装置功能的使用者行走辅助的可能性，其中使用者的运动根据运动特性(小腿长度与股骨长度的比值)接近于使用者的运动特性的不具有支撑电机装置功能障碍的人的外骨骼行走模式的设定进行；
[0213] -通过使用控制面板来改变如步长、抬腿高度和行走节奏等行走参数的可能性来提供使用者恢复正确行走模式的可能性；
[0214] -通过设置外骨骼沿相应于所选表面上运动的期望轨迹进行运动而提供了在水平面上、倾斜和阶梯表面上，以及跨越障碍物和就地行走的各种使用者运动模式的可能性；
[0215] -通过根据具有负实际控制参数的指数二阶模型来设定期望角加速度，提供了沿在直角坐标系中设定的髋枢轴和踝枢轴的期望轨迹的平滑性和平滑运动的可能性。
[0216] 上述结果证明了本发明在增强功能能力和改进设备的人体工程学特性方面实现的技术果。
[0217] 由
申请人进行的专利搜索表明，没有与所述显著差异相似的存在。
