可能的情况下，即使 元件在不同的附图中被示出，也将通过相同的参考标号来指示相同的元件。此外，在实施例 的描述中，当公知的相关结构或功能的详细描述被视为将导致本公开的解释模糊不清时， 将省略公知的相关结构或功能的详细描述。
[0080] 还应注意，在一些替代实施方式中，所述的功能/动作可不按附图中所述的顺序发 生。例如，取决于所涉及的功能/动作，连续示出的两个图实际上可被基本上同时执行或者 有时可按相反的顺序被执行。
[0081] 现在将参照附图更全面地描述各种示例实施例，在附图中示出一些示例实施例。 在附图中，为了清楚起见，夸大层和区域的厚度。
[0082 ]图1A和图1B示出根据示例实施例的行走辅助设备的示例。
[0083] 参照图1A和图1B，行走辅助设备100可安装在用户上以辅助用户的步行。行走辅助 设备100包括:驱动部110、传感器部120、惯性测量单元aMU)传感器130和控制器140。
[0084] 虽然图1A和图1B示出髋型行走辅助设备，但是行走辅助设备的类型不限于此。行 走辅助设备可适用于诸如支撑整个下肢的行走辅助设备、支撑部分下肢的行走辅助设备 等。支撑部分下肢的行走辅助设备可适用于诸如提供一直到膝盖的支撑的行走辅助设备和 提供一直到脚踝的支撑的行走辅助设备。
[0085] 驱动部110可置于用户的左髋部和右髋部中的每个，以驱动用户的两个髋关节。
[0086] 传感器部120可置于左髋部和右髋部中的每个，并在用户行走时测量用户的髋关 节角信息。由传感器部120感测的髋关节角信息可包括每个髋关节的角、两个髋关节的角之 间的差和每个髋关节的运动方向。在示例中，传感器部120可设置在驱动部110的内部。 [0087]在另一示例中，传感器部120可包括电位计。电位计可基于用户的步行运动感测R 轴和L轴关节角速度的变化以及R轴和L轴关节角的变化中的至少一个。
[0088] 頂U传感器130可在用户行走时测量加速度信息和姿势信息。例如，頂U传感器130 可基于用户的步行运动感测X轴、Y轴和Z轴角速度的变化以及X轴、Y轴和Z轴加速度的变化 中的至少一个。行走辅助设备100可基于由IMU传感器130测量的加速度信息检测用户的脚 的着地时间点。当被配置为检测脚的着地时间点的传感器(例如，压力传感器和力传感器） 包括在传感部120中时，行走辅助设备100可使用传感器检测用户的脚的着地点。
[0089]此外，行走辅助设备100可包括被配置为基于步行运动以及传感器部120和頂U传 感器130感测用户的运动量或生物信号的变化的任何传感器(例如，心电图(ECG)传感器）。
[0090] 控制器140可控制驱动部110以输出用于辅助用户的步行的辅助力，例如，辅助扭 矩。作为示例，当行走辅助设备与髋型行走辅助设备相应时，驱动部110可包括两个驱动部。 控制器140可将控制信号输出到驱动部110,以使驱动部110输出与驱动部110相应的辅助扭 矩。驱动部110可基于从控制器140输出的控制信号输出辅助扭矩。在此示例中，可通过外部 源或通过控制器140设置辅助扭矩。
[0091] 图2示出根据示例实施例的辅助扭矩设置设备。
[0092] 参照图2,在一些示例实施例中，辅助扭矩设置设备200可以是物理上独立于行走 辅助设备100的单独的设备。在其它示例实施例中，辅助扭矩设置设备200可被实施为行走 辅助设备100中的逻辑模型。
[0093] 步行的基本单位可以是，例如，步(step)或复步(stride)。可基于单足跟着地划分 步。例如，足跟着地可指示脚的脚底/鞋底（sole)触地的状态。此外，可基于两个步定义复 步。
[0094] 辅助扭矩设置设备200可包括步行数据接收器210、平稳辅助扭矩设置器220、基本 辅助扭矩设置器230和最终辅助扭矩设置器240。
[0095] 例如，在一些示例实施例中，如以下参照图17所讨论的，控制器140可包括处理器， 其中，当运行存储在存储器中的指令时，配置处理器来执行步行数据接收器210、平稳辅助 扭矩设置器220、基本辅助扭矩设置器230和最终辅助扭矩设置器240的功能。
[0096]步行数据接收器210可从用户接收通过基于步行运动感测用户的运动量的改变而 获得的步行数据。步行数据接收器210可从用于测量用户的步行运动的外部设备或传感器 (例如，传感器部120)接收步行数据。作为示例，步行数据接收器210可从电位计接收与用户 的两个髋关节关联的信息，例如，R轴和L轴关节角以及R轴和L轴关节角速度。作为另一示 例，步行数据接收器210可从MU传感器接收与两个髋关节的移动方向关联的信息，例如，X 轴、Y轴和Z轴加速度以及X轴、Y轴和Z轴角速度。在示例中，步行数据接收器210可从与IMU传 感器、电位计和EMG传感器一样的能够基于步行运动感测用户的运动量的改变的任何传感 器接收步行数据。例如，步行数据接收器210可从EMG传感器接收指示在用户行走时用户的 EMG的改变的EMG数据。此外，在用户的步行期间，步行数据接收器210可分别从压力传感器 和力传感器接收压力数据和力。
[0097] 此外，步行数据接收器210可通过通信接口从包括用于测量用户的步行运动的传 感器的外部设备接收用户的步行数据。通信接口可包括诸如无线互联网接口（例如，无线局 域网(WLAN)、无线保真(WiFi)直连、数字生活网络联盟(DLNA)、无线宽带(WiBro)、全球微波 互联接入(Wimax)、高速下行链路分组接入(HSDPA)等)和局域通信接口（例如，蓝牙?、射频 识别(RFID)、红外数据协会(IrDA)、超宽带(UWB)、ZigBee、近场通信(NFC)等）。此外，通信接 口可指示用于与外部设备通信的任何接口，例如，有线接口。
[0098] 平稳辅助扭矩设置器220可使用基于步行数据的至少一个指标的评估值来设置平 稳辅助扭矩。平稳辅助扭矩设置器220可包括指标评估器、权重计算器和平稳辅助扭矩计算 器。
[0099] 指标评估器可基于用户的步行数据计算指示用户的步行平稳性的至少一个指标 的评估值。在此示例中，至少一个指标可包括步行对称性、用户的复步长度、复步宽度、脚间 隙、着地速度和行走比(walk ratio)中的至少一个。
[0100] 在一个示例中，指标评估器可基于复步对步行数据进行分类，并基于分类的结果 计算至少一个指标的评估值。作为示例，指标评估器可通过使用从IMU传感器获取的Z轴加 速度来基于复步对步行数据进行分类。作为另一示例，指标评估器可从置于用户的脚下的 压力传感器或力传感器接收与用户的脚接触地面的时间相应的感测值，并使用接收的感测 值来基于复步对步行数据进行分类。然而，本公开不限于此。指标评估器可使用基于步来分 类的步行数据和基于作为基准的另一单位来分类的步行数据。
[0101] 步行对称性可指示用户的两条腿之间的对称度。在用户行走时每条腿可摆动或站 立。当施加于用户的肌肉的负荷失衡时，一条腿会变弱，从而不能保持左腿与右腿之间的平 衡。为了保持两条腿之间的平衡，指标评估器可将步行对称性包括在指标中。
[0102] 复步长度(例如，步幅)可指示用户的步行运动中单个复步的水平长度。复步长度 可指示，例如，第一位置与第二位置之间的长度，其中，第一腿首先站立在第一位置，然后第 二腿摆动并站立在另一位置，接着第一腿摆动并站立在继第一位置之后的第二位置。当用 户的肌肉力量减小时，复步长度也可减小。因此，用户在步行期间可能不充分地使用用户身 体中的动态能量，从而引起肌肉上的负担。由此，肌肉力量的减少可加重。为了避免上述情 况，指标评估器可将复步长度包括在指标中。
[0103] 复步宽度可指示在用户的步行运动中单个复步的水平宽度。当肌肉力量减小时， 用户可增加两条腿之间的宽度以保持它们之间的平衡。在此示例中，相对大的负荷量可被 施加到髋关节的外展和外展肌，从而身体的水平平衡可被保持。当外展和外展肌不能承受 此负荷时，用户可能跌倒。为了避免这样，指标评估器可将复步宽度包括在指标中。
[0104] 脚间隙可指示用户的脚与地面之间的间距。在此示例中，间距可以是，例如，在单 个复步中脚与地面之间的最大长度以及脚尖与地面之间的最大长度。在正常状态下，用户 可充分地弯曲在步行期间摆动的腿的脚踝。当脚踝的肌肉力量减小时，用户在步行期间可 不充分地弯曲脚踝，从而摆动的腿的脚可降低。因此，用户的脚尖可碰触地面上的障碍物然 后跌倒。为了避免这样，指标评估器可将脚间隙包括在指标中。
[0105] 着地速度可指示脚到达地面的速度。在正常状态下，用户可在着地时间点减小摆 动的腿的速度，从而增大腿与地面的接触力并且腿吸收与地面的冲击力。当肌肉力减少时， 用户可不充分地减小速度，从而可能跌倒。为了避免这样，指标评估器可将着地速度包括在 指标中。
[0106] 此外，行走比可被定义为复步长度与步调（cadence)的比率。在此示例中，步调可 指示每预定参考时间的复步的数量。行走比可被用作指示用户的步行的效率的参考。
[0107] 指标评估器可预先基于每个指标设置阈值，以确定用户的步行是否平稳。指标评 估器可针对每个指标比较评估值与阈值，并基于每个指标确定用户的步行是否平稳。
[0108] 在示例中，指标评估器可估计步行数据中左髋关节角的轨迹与右髋关节角的轨迹 之间的相似度，并将估计的相似度确定为步行对称性的评价值。在此示例中，按照单个步， 左髋关节角的轨迹可与右髋关节角的轨迹不同。
[0109] 指标评估器可使用等式1确定步行对称性的评估值。
[0110] [等式 1]
[0111] Isym(n)=DTff(0i(n),er(n)) <Tsym
[0112] 在等式1中，Isym(n)表示在第η个复步中步行对称性的评估值，DTW表示动态时间规 整(DTW)方法，θΚη)表示在第 n个复步中左髋关节角的轨迹，0r(n)表示在第n个复步中右髋 关节角的轨迹，T sym表示与步行对称性对应的阈值。
[0113]由于左腿和右腿交替摆动，因此，测量θ^ηΜΡθΧη)期间的时间差与一步所需的时 间相应。
[0114] 指标评估器可基于DTW方案估计第η个左复步中左髋关节角的轨迹与第η个右复步 中右髋关节角的轨迹之间的相似度。指标评估器可将估计的相似度确定为第η个复步中步 行对称性的评估值。当评估值I sym(n)小于或等于阈值Tsym(n)时，指标评估器可基于第η个复 步中的步行对称性确定用户的步行平稳。此外，当评估值I sym(n)大于阈值Tsym(n)时，指标评 估器可基于第η个复步中的步行对称性确定用户的步行不平稳。
[0115] 在示例中，指标评估器可基于左髋关节角范围和右髋关节角范围估计平均复步长 度，并将平均复步长度确定为复步长度的评估值。在此示例中，为了增加准确性，指标评估 器可计算多个复步期间左髋关节角范围的平均值和右髋关节角范围的平均值，并将计算的 结果估计为平均复步长度。在另一示例中，指标评估器可从置于用户的脚下的压力传感器 或力传感器接收感测值，并基于接收的感测值估计平均复步长度。在此示例中，当脚开始接 触地面时，可通过压力传感器或力传感器获得感测值。
[0116] 指标评估器可基于等式2确定复步长度的评估值。
[0117] [等式 2]
[0118] Istr_i(r)(m)=Average(Ri(r)(n)) > Tstr_i(r)
[0119] 在等式2中，Istr_1W(m)表示左(或右)腿的复步长度的第m个评估值，R1W(n)表示η 个复步的左(或右)髋关节角范围，Tstr_i(r)表示与左(或右)腿的复步长度相应的阈值。
[0120] 例如，当η是100时，指标评估器可计算在100个复步中左髋关节角范围和右髋关节 角范围的平均值。在此示例中，指标评估器可将左髋关节角的从最小值到最大值的范围估 计为左髋关节角范围，将右髋关节角的从最小值到最大值的范围估计为右髋关节角范围。
[0121] 当评估值Istr_1W(m)大于或等于阈值Tstr_1W时，指标评估器可基于复步长度确定 用户的步行平稳。此外，当评估值I str_iW(m)小于阈值Tstr_1(r)时，指标评估器可基于复步长 度确定用户的步行不平稳。
[0122] 在不例中，指标评估器可从步彳丁数据提取左髓关节的最大弯曲角和右髓关节的最 大弯曲角，并将左髋关节的最大弯曲角和右髋关节的最大弯曲角确定为脚间隙的评估值。 在正常状态下，用户在步行期间可使用脚踝的肌肉抬起摆动的腿的脚尖。当脚踝的肌肉强 度减小时，用户可使用髋关节肌肉抬起整个摆动的腿，从而与正常状态相比，可将脚尖抬起 到较低的高度。由于左髋关节的最大弯曲角和右髋关节的最大弯曲角指示脚踝肌肉是否处 于正常状态，因此，指标评估器可将左髓关节的最大弯曲角和右髓关节的最大弯曲角确定 为脚间隙的评估值。
[0123] 指标评估器可基于等式3确定脚间隙的评估值。
[0124] [等式 3]
[0125] Icir_i(r)(m)=max(Mi(r)(n)) > Tcir_i(r)
[0126] 在等式3中，Iclr_1(r)(m)表示左(右)腿的脚间隙的第m个评估值，M 1(r)(n)表示在η个 复步中左(右)腿的弯曲角，max(Mi(r)(n)表示左(右)腿的弯曲角的最大弯曲角，Tci r_i(r)表示 与左(右)腿的脚间隙相应的阈值。
[0127] 例如，当η是100时，指标评估器可提取100个复步中的左髓关节的最大弯曲角和右 髋关节的最大弯曲角。
[0128] 当评估值Iclr_1(r)(m)大于或等于阈值Tclr_1(r)时，指标评估器可基于脚间隙确定用 户的步行平稳。另外，当评估值Icdr_lW(m)小于阈值Tcdr+Kr)时，指标评估器可基于脚间隙确 定用户的步行不平稳。
[0129] 权重计算器可基于至少一个指标的评估值与和所述至少一个指标对应的阈值之 间的差计算所述至少一个指标的权重。权重计算器可通过对至少一个指标的评估值与和所 述至少一个指标相应的阈值之间的差进行归一化来计算所述至少一个指标的权重，如以下 等式4所示。
[0130] [等式 4]
[0132] 在等式4中，Wi_1W(k)表示左(右)腿的指标i的第k个权重，Ii_ 1W(k)表示左(右)腿 的指标i的第k个评估值，TlJ(r)(k)表示左(右)腿的指标i的第k个阈值，Vuw表示左(右)腿 的指标i的归一化值。基于等式4,权重可根据指标的评估值与阈值之间的差的增大而增大。 在示例中，权重计算器可将"〇"设置为指标评估器确定用户的步行是平稳的指标的权重。
[0133] 平稳辅助扭矩计算器可通过将权重应用于与至少一个指标相应的初始平稳辅助 扭矩来计算平稳辅助扭矩。平稳辅助扭矩可指示，例如，从行走辅助设备提供以使用户平稳 地执行步行的力。初始平稳辅助扭矩可指示与至少