置904及左听觉装置905。听觉装置904及905 随后分别引起扬声器906及907产生声音906及907,其分别由患者901的右耳910及左耳 911听到。
[0094] 在第九实施例的一实例中，使用外骨骼装置的患者可同时患下肢肌肉机能丧失及 下肢感觉丧失。在下肢无感觉的情况下，此患者难以平衡自身及外骨骼装置。扬声器受外骨 骼控制系统控制（所述外骨骼控制系统与所述扬声器通信且配备有压力中心检测构件）， 允许声音被用于向患者传送压力中心信息，这可改善穿戴外骨骼装置的患者的平衡。在一 简化实施例中，患者佩戴具有向患者的左及右耳传输声音的左及右扬声器的听觉装置。当 外骨骼控制系统感测到患者压力中心已向左偏移过远时，左扬声器有机会发出声响促使患 者向右倾斜。类似地，当外骨骼控制系统感测到患者压力中心已向右偏移过远时，右扬声器 有机会发出声响促使患者向左倾斜。
[0095] 由于压力中心的听觉反馈对用户来说功效显著，因此听觉反馈也可用于反馈行走 及平衡的其它线索。一个此类线索为在相反的腿迈步之前所需要的横向偏移。为了在行走 时保持平衡，重量必须偏移到站立腿上。因此，听觉反馈能提供关于用户离实现站立腿平衡 所需要的横向偏移还有多远的线索。同样的，髋部在站立脚上方的向前偏移也可由听觉反 馈指示。
[0096] 本发明的第十实施例包括附接到行走辅助器的装置，所述行走辅助器附接到外骨 骼穿戴者，将来自外骨骼控制系统的信息传送给外骨骼穿戴者，所述信息向外骨骼穿戴者 提供有关行走辅助器的使用的反馈及引导。在实施例中，所述行走辅助器包括外骨骼穿戴 者各手中握着的拐杖。拐杖手柄配备有由外骨骼控制系统控制的振动电机。在行走过程期 间，当外骨骼穿戴者偏移其重心时，拐杖手柄提供关于外骨骼穿戴者应向何处偏移重心及 外骨骼穿戴者应偏移重心的程度的振动反馈。此装置有助于确保外骨骼穿戴者用其双脚保 持平衡而非过度依赖于所述行走辅助器来实现平衡。这些用于给予用户关于压力中心的信 息的反馈方法也可用于给予用户关于其整体定位（例如，其髋部在站立脚上方的位置或其 向前及横向倾斜）的信息。这些反馈机制可指示需要按必要向前/向后偏移或左/右偏移 以实现所要的定向。在另一实施例中，拐杖手柄中的反馈机制是静电触觉或任何其它触觉 反馈机制。
[0097] 参考图10,患者1001正穿戴外骨骼1002,外骨骼1002由外骨骼控制系统1003控 制。脚结构1005附接到外骨骼1002。脚结构1005与地板表面1006交互。在脚结构1005 的底部表面上的是地面力传感器1004,地面力传感器1004测量由每一脚结构1005施加在 地板1006上的力。地面力传感器1004与外骨骼控制系统1003通信，外骨骼控制系统1003 使用来自地面力传感器1004的数据及算法来确定外骨骼1002及患者1001的压力中心。患 者1001通过配备有振动电机的拐杖手柄1008来握住拐杖1009,其中配备有振动电机的拐 杖手柄1008与外骨骼控制系统1003通信。拐杖1009具有配备有压力传感器的地面交互 端1010,其中配备有压力传感器的地面交互端1010与外骨骼控制系统1003通信。外骨骼 控制系统1010使用算法以处理来自配备有压力传感器的地面交互端1010的信息，且基于 来自地面力传感器1004及配备有压力传感器的地面交互端1010两者的信息，外骨骼控制 系统确定关于压力中心及其它平衡参数的信息。外骨骼控制系统1003随后通过配备有振 动电机的拐杖手柄1008将引导及平衡偏移信息中继到外骨骼穿戴者1001。
[0098] 在第十实施例的一实例中，使用外骨骼装置的患者可同时患下肢肌肉机能丧失及 下肢感觉丧失。在下肢无感觉的情况下，此患者难以平衡自身及外骨骼装置。通过经由行 走辅助器中的振动电机向患者提供反馈，外骨骼控制系统能降低患者由拐杖支撑的重量相 对于由外骨骼支撑的重量的比。此外，通过拐杖中的振动电机的此反馈能改善患者的整体 平衡，在康复进程中起辅助作用。
[0099] 除了先前针对每一实施例中的组件（通过所述组件将反馈从外骨骼控制系统提 供给外骨骼用户或物理治疗师）或由外骨骼控制系统使用以收集反馈相关的数据的传感 器/照明构件/其它构件或系统描述的位置之外，应注意，对于反馈构件、传感器构件或照 明构件的各种实施例，额外放置位置是可能的。还应注意，可组合反馈构件的多个实施例。 在图11中展示反馈构件及/或相关系统的主要放置选项的一些实例。位置1101包括安装 到脚结构的反馈构件及/或相关系统，位置1102包括沿小腿（胫部）安装的反馈构件及/ 或相关系统，位置1103包括安装在膝关节处的反馈构件及/或相关系统，位置1104包括沿 膝部电机外壳安装的反馈构件及/或相关系统，位置1105包括沿大腿安装的反馈构件及/ 或相关系统，位置1106包括安装到骶部结构的反馈构件及/或相关系统，位置1107包括安 装在髋关节处的反馈构件及/或相关系统，位置1108包括安装到髋部电机外壳的反馈构件 及/或相关系统，及位置1109包括安装到躯干结构的反馈构件及/或相关系统。这些特定 位置仅构成安装位置的实例；此位置列表不限制（或不以任何方式妨碍或约束）反馈构件 及/或相关系统在替代位置中的放置。
[0100] 存在有将外骨骼数据转换成适合传达给外骨骼操作者的"反馈就绪"格式的各种 实施例。基于传达给外骨骼操作者的信息的效用对这些概念进行评估。特定来说，重要的 是将对于穿戴者或操作者来说非显而易见的信息传达给所述穿戴者或操作者。举例来说， 物理治疗师难以看到由外骨骼施加的力，但各腿区段的角度是非常易于看见的。另一方面， 对于装置的穿戴者来说，腿区段的角度可能不是可见的，且将一些信息中继给他们可能是 有帮助的（尤其如果矫形器的步态可能为不规则）。第一组"反馈就绪"算法利用直接来自 外骨骼的各种整体式传感器的信息，所述各种整体式传感器收集关于外骨骼状态的数据， 包含（但不限于）关节角度及关节扭矩。
[0101] 相对于最大可用外骨骼关节扭矩计算当前外骨骼关节扭矩的算法已被认为是传 达给外骨骼操作者的重要的新颖"反馈就绪"触发器。这些算法及所需要的传感器对外骨 骼设计领域的技术人员来说是显而易见的。当关节扭矩信息被传达给外骨骼穿戴者时，外 骨骼穿戴者被给予与人体肌肉拉紧感相应的感觉。此信息使得穿戴者更好地理解外骨骼的 极限，正如人理解其自身身体的极限一样。此理解在外骨骼穿戴者将外骨骼装置推至接近 扭矩极限时给予外骨骼穿戴者更大的信心且给予了理解极限所在之处的能力。
[0102] 也已开发了为关节扭矩算法的变体的概念。这些其它新颖"反馈就绪"触发器中 的一者为预期关节扭矩减去所提供的实际关节扭矩。能够基于外骨骼穿戴者的重量及外骨 骼装置姿态近似计算预期关节扭矩；进行此计算的方法对于外骨骼设计领域的技术人员来 说是显而易见的。当被传达给外骨骼穿戴者时，此预期扭矩信息减去实际扭矩信息为外骨 骼穿戴者提供了立即感测到阻碍外骨骼移动的障碍物的能力。主要地，能够感测泮住外骨 骼的物体且使得外骨骼穿戴者能够改变路线，而非增大扭矩直到外骨骼脱离障碍，潜在地 引起对外骨骼的损坏或对外骨骼穿戴者的损伤。
[0103] 另一涉及关节扭矩的新颖"反馈就绪"触发器为外骨骼与外骨骼操作者之间的相 互作用力。此力可使用在人-外骨骼界面点处的普通应变计或压力传感器来测量。将此信 息传达给外骨骼操作者允许实现与直接传达关节扭矩类似的优点。
[0104] 另一涉及关节扭矩的新颖"反馈就绪"触发器为在康复训练中使用装置时由所述 装置提供的辅助级。辅助级的计算是外骨骼与外骨骼穿戴者之间的相互作用力的函数，且 对外骨骼设计领域的技术人员来说是显而易见的。此辅助级使得物理治疗师或康复患者能 够理解机器起了多少作用与患者起了多少作用。此给予物理治理治疗师及患者最小化辅助 级以最大化康复效益的目标。此尤其适用于针对肌肉失调的康复性步态训练，该训练的目 标是改善在患者不使用外骨骼的情况下的机能；在此环境中，此触发器给予外骨骼穿戴者 关于外骨骼将其移动修改到何种程度的直接反馈，且因此使外骨骼穿戴者了解在无外骨骼 辅助的情况下他们移动的模样。
[0105] 如果此基于关节扭矩的信息传达给在康复环境中使用外骨骼装置的物理治疗师， 将使物理治疗师加深关于外骨骼对患者的效果的理解。此理解将使得物理治疗师能够对患 者的进步及最大康复效益所需要的外骨骼装置环境做出更好的决策。
[0106] 另一类别的"反馈就绪"触发器基于外骨骼及外骨骼穿戴者姿态信息，例如，压力 中心位置、重心位置及相对外骨骼区段位置。当用于有感官缺陷的患者（例如，脊髓损伤患 者）时，这些触发器试图替代外骨骼穿戴者的运动感或体感以恢复正常的本体感受。这些 实施例包含关节相对于彼此的位置，其能够使得外骨骼穿戴者更准确地理解其在空间中的 位置。举例来说，所述反馈可向外骨骼穿戴者提供关于其髋部伸展角度或髋部到脚踝的距 离的信息。这些可为定性反馈（例如，"向前"或"向后"）或可为定量反馈（指示"向前"或 "向后"的实际距离）。
[0107] 在外骨骼中，可使用定位在外骨骼穿戴者或外骨骼装置（在具有脚的外骨骼的情 况下）的脚下方的力或压力传感器来计算压力中心。可使用关节角度传感器、外骨骼及外 骨骼穿戴者的区段重量来计算质心。为改善这些计算的准确度，应基于外骨骼结构的弯曲 而使用嵌入外骨骼结构内的应变计来校正关节角度。也可使用关节角度、区段长度及弯曲 校正来计算相对外骨骼区段位置。
[0108] 在压力中心类别中的一种新颖"反馈就绪"触发器为外骨骼及外骨骼穿戴者系统 的压力中心及质心的相对位置。此"反馈就绪"触发器表明系统降落的哪个方向且也可用 于通过压力中心与质心之间的距离来指示降落的速度。此使得外骨骼穿戴者能够直接感测 其动态稳定性，在健全的个体中，所述动态稳定性是经由其脚上的体感及其下身的运动感 的组合传达。
[0109] 对下身外骨骼有用的另一新颖"反馈就绪"触发器为每只脚距离地面的高度。此 触发器用以恢复外骨骼穿戴者的运动感。能够以所属领域的技术人员清楚的各种方式来感 测此反馈。一实施例利用接近传感器（例如，声纳发射器及接收器）以结合压力传感器计 算到地面的距离来确定接触。替代实施例可包含摄像机或激光距离测量。
[0110] 对下身外骨骼有用的另一新颖"反馈就绪"触发器为每只脚的前部到最近障碍物 的距离。此触发器允许外骨骼穿戴者感测进行给定的动作是否为安全。反馈给外骨骼穿戴 者的信息可包含到障碍物的距离或仅包含给定路径范围内障碍物的存在。
[0111] 对下身外骨骼有用的另一新颖"反馈就绪"触发器为选定动作的预测末端效应器 位置。此触发器既向外骨骼穿戴者提供关于待执行的动作的信息，又提供为完成所述动作 而对准的训练目标。在此方法的一个实施例中，视觉显示器（通过投射点或抬头显示器） 告知外骨骼穿戴者在动作执行后其脚的最终位置。在替代实施例中，视觉显示器可指示在 何处放置拐杖或其它行走辅助器以为迈步做好准备。
[0112] 另一类别的"反馈就绪"触发器将包含当前动作、计划动作及控制变化的控制系统 参数传达给外骨骼穿戴者。这些触发器使外骨骼穿戴者加深对外骨骼控制系统的状态的理 解，使得外骨骼穿戴者总是在外骨骼动作执行之前清楚所要执行的外骨骼动作。这些触发 器需要以无阻碍的方式予以传达。此参数变化或动作的传达也向外骨骼穿戴者提供确认或 认可变化（如果需要）的机会。
[0113] 对额外的"反馈就绪"触发器进行概念化，其包含手对行走辅助器的力向量、行走 辅助器对地面的力、躯干前后角度、躯干左右角度、关节角度、罗盘指向、模式变化请求、模 式变化确认、动作起始、动作完成、对不稳定位置的告警及基于个别触发器的功能的状况。
[0114] 也已结合对外骨骼穿戴者的视觉、触觉、听觉及热感官途径提供反馈的新颖构件 来使用上述反馈触发器而开发了若干新颖反馈系统。虽然本文描述的装置及方法并未全部 经模型化及进行功能测试，但需要作为这些装置的组件的所需构成传感器、控制器及输出 界面对于外骨骼控制所属领域的技术人员来说是显而易见的。
[0115] 在所有实施例中，外骨骼传感器与外骨骼控制系统之间的通信构件可为无线式或 硬连线式。类似地，反馈系统与外骨骼系统之间的通信构件可为无线式或硬连线式。
[0116] 重要的是要理解本文所揭示的方法及装置结合我们在涉及将人类意图读入机器 的其它申请案中的揭示内容可用于建立患者自身关闭最高控制"环路"的外骨骼系统。在 此实施例中，举例来说，本申请案所揭示的方法可用于将用户/机器系统的压力中心传达 给患者，且随后患者可使用我们在其它申请案中揭示的方法来指示其想要机器通过移动其 步态辅助器（或手指、或手、或手臂、或头（再举几个实施例））如何实时移动。结果，可能 同时患电机及感觉机能障碍及双腿可能完全患机能障碍的患者可重获其完全能控制的正 常步态。患者能通过移动其步态辅助器以指示所要的压力中心位置来控制机器达到平衡， 及通过请求压力中心位置处于脚前面（或脚后面以向后走）来指导机器迈步。