CN105342808A - 基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，包括1)平行站立姿态的判断；2)行走触发条件的判断：控制模块分析处理传感器采集到的数据，判断是否同时满足条件C5、C6、C8，则满足先迈右腿的触发条件；若同时满足条件C5、C7、C9，则满足先迈左腿的触发条件；3)行走触发控制；4)控制模块继续检测判断躯干倾角、脚底压力和拐杖压力传感器的数据，进入步态维持状态；本发明在行走触发控制中，采用躯干倾角传感器，电机转角传感器，脚底压力传感器和拐杖触地压力传感器等多个传感器协同配合，实时检测用户的姿态，实现用户从平行站立状态到行走状态的转换。
Description
技术领域
[0001] 本发明设及一种康复装置的行走触发控制方法，特别是设及一种基于脚部压力传 感器的可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的行走触发控制方法，属于康复工程技术领域。
背景技术
[0002] 近年来，由于经济技术的快速发展，交通运输工具越来越多，据相关调查数据显 示，中国的交通事故率是发达国家的8倍，因交通事故而造成神经中枢损伤或者肢体损伤 的人数一直呈上升趋势。同时，随着人民生活水平的提高，目前患屯、脑血管疾病或神经系统 疾病的人越来越多，而且在年龄上也呈现年轻化趋势，运类患者多数伴有偏擁症状。对完全 擁痕的患者而言，纯粹的药物治疗和手术治疗无法使患者彻底康复，因此，需要借助康复工 程的手段去改善或代替擁痕病人失去的功能。可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置，穿戴在 使用者下肢及腰背部，为操作者提供诸如助力、保护、身体支撑等功能，同时又融合了传感、 控制、信息获取、移动计算等机器人技术，使得该康复装置能在用户的控制下完成一定的功 能和任务，是典型人机一体化系统。运种行走助力装置可W减少截擁病人长期邸床或者坐 轮椅引起的压疮和肌肉萎缩等疾病，帮助他们站立和行走，提高其生活质量，并减轻患者家 庭和社会的经济负担，研究开发更符合用户体验的更安全可靠的可穿戴式康复机器人外骨 骼助力装置具有十分重要的实际意义。
发明内容
[0003] 本发明提供了一种基于脚部压力传感器的可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的 行走触发控制方法，使其从平行站立姿态向持续行走姿态转换。
[0004] 本发明目的通过如下技术方案实现：
[0005] 基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，包括如下步骤：
[0006] 1)平行站立姿态的判断：控制模块分析处理传感器采集到的数据，判断是否同时 满足W下4个条件：C1 :/巧=-日叫紫Z'邱=谭哨VC2;Zs=I现护1湖S，Z» = 17£T1卽s;C3:|Fpi-FprI/ Fp<10% ;C4 :Fc〉0, |F" -Fj/Fc巧％ ;若控制模块检测到传感器数据同时满足条件Cl、C2、 C3、C4,则用户处于平行站立姿态；若不满足上述4个条件中的任一条件，则不是平行站立 姿态；
[0007] 2)行走触发条件的判断：控制模块分析处理传感器采集到的数据，判断是否满 足W下条件：C5 : . .=+59~+15S，/ =-1〇9~+1日9;C6 :Fpi〉〉Fpr或C7 :Fpi<O^Pr;C8 :Fc〉〇， Fci〉F"或C9 :Fc〉〇，Fci<F";若同时满足条件巧^6、〔8，则满足先迈右腿的触发条件；若同时 满足条件巧、C7、C9,则满足先迈左腿的触发条件；若未同时满足条件巧、C6、C8或未同时 满足条件巧、C7、C9,控制模块持续检测传感器数据，判断用户姿态；
[0008] 3)行走触发控制：若控制模块检测到用户满足迈右腿的触发条件，控制模块向右 髓电机和右膝电机发出指令，执行迈右腿动作：髓部电机开始W加速度a。从静止匀加速至 速度V。，然后W速度V。转动，带动用户躯干与大腿产生相对角度运动，使躯干支架与大腿支 架之间角度减小；同时膝部电机开始W加速度ai从静止匀加速至速度V1，然后W速度Vi转动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架与小腿支架之间的角度Z¾»减小， 直至控制模块检测到:.= 1459~14〇9,控制膝部电机W加速度-曰1匀减速至静止；髓部电机 持续转动，直至控制模块检测到^揣=控制膝部电机反向转动，W加速度曰1匀加 速至速度至Vi,然后W速度Vi转动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架与小 腿支架之间的角度增大；控制模块持续检测Z$||，直至检测到。=16〇9~1559,控制 髓部电机W加速度-a。匀减速至静止；膝部电机持续W速度V1转动，直至控制模块检测到 Z觸a7〇9'"l759,控制膝部电机W加速度-a巧减速至静止，迈步动作结束，用户进入右脚前 左脚后姿态；
[0009] 若控制模块检测到用户满足迈左腿的触发条件，控制模块向左髓电机和左膝电机 发出指令，执行迈左腿动作，直至动作结束，进入左脚前右脚后状态；执行迈左腿动作与迈 右腿动作相同为左右腿互换，控制方式相同；
[0010] 4)控制模块继续检测判断躯干倾角、脚底压力和拐杖压力传感器的数据，进入步 态维持状态；
[0011] 所述为躯干前后倾角；所述为躯干左右倾角；Fpi为左脚单独压力；Fh为 右脚单独压力；Fu为左拐杖压力；F为右拐杖压力；Fe为去除拐杖自身重力后的两拐杖压 力和；为大腿支架与小腿支架之间的夹角；Z«为大腿支架与躯干支架之间的夹角；Zt 为左膝关节角度；为右膝关节角度；为左髓关节角度；^$11为右髓关节角度。
[0012] 为进一步实现本发明目的，优选地，所述为W躯干垂直地面为基准，躯干前后 倾斜的角度，前倾为正，后倾为负。所述Zt$为W躯干垂直地面为基准，躯干左右倾斜的角 度；左倾为正，右倾为负。
[0013] 优选地，若初始状态不满足平行站立姿态的条件，控制中屯、向语音模块发出消息， 提醒用户调整姿态，直至检测到用户为平行站立姿态；用户根据语音提示中的具体操作指 引调整身体姿态；若条件Cl未满足，语音模块提示用户"请保持躯干直立，不要向左右倾斜 或向前后倾斜";若条件C2未满足，语音模块提示用户"请保持双腿直立，调整左髓左膝或右 髓右膝关节角度";若条件C3未满足，语音模块示用户"请使双脚均匀受力";若条件C4未 满足，语音模块提示用户"请使用拐杖，并使两拐杖均匀受力"。
[0014] a。为髓部电机开始转动的加速度，-a。为髓部电机结束转动的加速度，Bi为膝部 电机开始转动的加速度，-¾为膝部电机结束转动的加速度，V。为髓部电机的转动速度， Vi为膝部电机的转动速度，a。、ai、V。、Vi的数值均由测量下肢健全者行走过程中的关节转 速所得，且与可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置所使用的电机参数有关。优选地，所述a。 的取值为:;〇9/s2…4〇9/s2,曰1的取值为1魄皆妒12觀恕，V。的取值为額9/s叫蹤备:，Vi的取值为 7〇9/s~8〇9/s,
[0015] 优选地，所述控制模块分别与左腿髓部电机角度传感器、右腿髓部电机角度传感 器、左腿膝部电机角度传感器、右腿膝部电机角度传感器、左脚脚底压力传感器、右脚脚底 压力传感器、左腿髓部电机、躯干倾角传感器、右腿髓部电机、左腿膝部电机和右腿膝部电 机连接。
[0016] 优选地，所述康复装置的躯干支架绑定在用户上身；大腿支架绑定在用户大腿上， 小腿支架绑定在用户小腿上；脚部支撑板设置在用户脚底；躯干支架与大腿支架通过髓部 电机连接；髓部电机的定子与躯干支架固定，髓部电机的转子与大腿支架固定；大腿支架 与小腿支架分别膝部电机的定子和转子连接；膝部电机连接着大腿支架与小腿支架并控制 两者相对角度运动；小腿支架与脚部支撑板活动连接。
[0017] 相对于现有技术，本发明具有如下优点：
[0018] 1)本发明采用了脚底压力传感器、拐杖触地压力传感器、躯干倾角传感器和电机 转角传感器同时检测用户姿态数据，实现多传感器协同触发控制。当控制模块检测到每个 传感器的数据均满足条件时，才对电机组发出指令，否则就提醒用户调整姿态。运种多传感 器协同工作的方式，有效避免单一触发方式的误触发风险，保障了用户的安全。
[0019] 2)本发明在对用户从平行站立姿态到步行姿态的转换控制的过程中，采用躯干前 倾，脚底压力对比和拐杖压力对比S个判断条件，增加了触发控制的可靠性和安全性。
[0020] 扣当用户重屯、不稳时，控制电机停止转动；当用户摔倒时，控制语音模块发出警 报W请求他人救援，本发明控制方法灵活、安全。
附图说明
[0021] 图1是可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置整体机械结构图；
[0022] 图2是可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置核屯、功能模块框图；
[0023] 图3(a)是从右前方观察的支架角度示意图；
[0024] 图3(b)是从右方观察的支架角度示意图；
[00巧]图4(a)是从右方观察的躯干前倾角示意图；
[0026] 图4(b)是从右方观察的躯干后倾角示意图；
[0027] 图4(c)是从前方观察的躯干左倾角与右倾角示意图；
[0028] 图5是迈步动作分解图。
[0029] 图6是基于脚部压力传感器的可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的行走触发控 制方法的流程图。
[0030] 图中示出：躯干支架1、大腿支架2、小腿支架3、髓部电机4、髓部电机角度传感器 5、膝部电机6、膝部电机角度传感器7、脚底压力传感器8、躯干倾角传感器9、绑带10、控制 模块11、腕表12、拐杖13、触地压力传感器14、脚部支撑板15、语音模块16、左腿髓部电机 角度传感器5_1、右腿髓部电机角度传感器5_2、左腿膝部电机角度传感器7_1、右腿膝部电 机角度传感器7_2、左脚脚底压力传感器8_1、右脚脚底压力传感器8_2、左拐杖触地压力传 感器14_1、右拐杖触地压力传感器14_2、左腿髓部电机4_1、右腿髓部电机4_2、左腿膝部电 机6_1和右腿膝部电机6_2。
具体实施方式
[0031] W下结合附图对本发明做进一步的说明，但实施方式不构成对本发明保护范围的 限定。
[0032] 图1是可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的整体机械结构示意图。如图1所示， 外骨骼机械腿康复装置主要包括躯干支架1、大腿支架2、小腿支架3、髓部电机4、髓部电机 角度传感器5、膝部电机6、膝部电机角度传感器7、脚底压力传感器8、躯干倾角传感器9、控 制模块11、腕表12、拐杖13、触地压力传感器14、脚部支撑板15、语音提示模块16 ;其中，髓 部电机4包括左腿髓部电机4_1和右腿髓部电机4_2 ;髓部电机角度传感器5包括左腿髓 部电机角度传感器5_1和右腿髓部电机角度传感器5_2 ;膝部电机6包括左腿膝部电机6_1 和右腿膝部电机6_2 ;膝部电机角度传感器7包括左腿膝部电机角度传感器7_1和右腿膝 部电机角度传感器7_2 ;脚底压力传感器8包括左脚脚底压力传感器8_1和右脚脚底压力 传感器8_2 ;触地压力传感器14包括左拐杖触地压力传感器14_1和右拐杖触地压力传感 器14_2 ;拐杖13有两根，分别通过用户的左右手握住。控制模块11设置在用户的背部。
[0033] 躯干支架1绑定在用户上身；大腿支架2绑定在用户大腿上，小腿支架3绑定在用 户小腿上；脚部支撑板15设置在用户脚底；所述的绑定通过绑带10绑定；躯干支架1与大 腿支架2通过髓部电机4连接；髓部电机4的定子与躯干支架1固定，髓部电机4的转子与 大腿支架2固定；当髓部电机4转动时，固定在定子上的躯干支架1与固定在转子上的大腿 支架2被转动的电机带动并产生相对角度运动；髓部电机4控制两者相对角度运动；大腿 支架2与小腿支架3分别膝部电机6的定子和转子连接；膝部电机6连接着大腿支架2与 小腿支架3并控制两者相对角度运动；小腿支架3与脚部支撑板15活动连接。
[0034] 左腿髓部电机角度传感器5_1和右腿髓部电机角度传感器5_2分别设置在左腿髓 部电机4_1和右腿髓部电机4_2上；左腿膝部电机角度传感器7_1和右腿膝部电机角度传 感器7_2分别设置左腿膝部电机6_1和右腿膝部电机6_上；左脚脚底压力传感器8_1和右 脚脚底压力传感器8_2分别设置在左右两脚部支撑板15上；左拐杖触地压力传感器14_1 和右拐杖触地压力传感器14_2分别设置在左右两拐杖13下端。躯干倾斜传感器9安装在 躯干支架1上。
[0035]如图2所示，控制模块11分别与左腿髓部电机角度传感器5_1、右腿髓部电机角度 传感器5_2、左腿膝部电机角度传感器7_1、右腿膝部电机角度传感器7_2、左脚脚底压力传 感器8_1、右脚脚底压力传感器8_2、躯干倾斜传感器9、左拐杖触地压力传感器14_1、右拐 杖触地压力传感器14_2、腕表12连接、左腿髓部电机4_1、右腿髓部电机4_2、左腿膝部电机 6_1和右腿膝部电机6_2连接。腕表12用来手动选择运动模式；躯干倾角传感器9检测用 户躯干的倾斜角度；膝部电机角度传感器7用W检测膝部电机转角的转角；髓部电机角度 传感器5用W检测髓部电机转角；脚底压力传感器8检测脚底所受压力大小；拐杖13用于 支撑身体，行走时保持平衡等；触地压力传感器14检测拐杖13所受压力大小。
[0036] 控制模块11可选用化eescale公司的i.MX6系列应用处理器，与髓部电机4和 膝部电机6的通信采用USB进行，与各种传感器的通信采用CAN进行，与腕表的通信采用无 线射频进行。腕表12主要由无线射频模块和按钮组成，无线射频模块用于与控制模块11 通信，按钮用于选择"站立"、"坐下"和"行走"运动模式。
[0037] 为说明本方法实施的具体过程，在具体实例中作出如下定义：
[003引1.定义躯干倾角，前、左为正，后、右为负。躯干前后倾角为其示意图分别见 附图4(a)与附图4化），从用户的左方或右方观察，W躯干垂直地面为基准，躯干前后倾斜 的角度。躯干左右倾角为Zfce,如图4(c)所示，W躯干垂直地面为基准，躯干左右倾斜的角 度。用户可通过拐杖辅助改变和
[0039] 2.定义P表示脚底压力传感器，C表示拐杖触地压力传感器。脚底总压力记为Fp, 左脚单独压力Fpi，右脚单独压力Fpr。拐杖压力（已去除拐杖自身重力）记为F。，左拐杖压 力Fu，右拐杖压力Fcr.。
[0040] 3.定义膝关节角度记为为大腿支架2与小腿支架3之间的夹角（图3(a)和 图3化)），左膝关节角度记为右膝关节角度记为结合正常行走状态，为保证用 户的安全，我们限定行走过程中膝关节角度的范围为18〇 9*欲)S。髓关节角度记为Z«为大腿 支架2与躯干支架1之间的夹角左髓关节角度记为Ztii,右髓关节角度记为Z$||。
[0041] 4.定义行走过程中髓部电机转速为V。，a。为其开始转动的加速度，-a。为其结束 转动的加速度；膝部电机转速为Vi,ai为其开始转动的加速度，-a1为其结束转动的加速 度。a。，曰1，V。，V期由测量下肢健全者行走过程中的关节转速所得，且与可穿戴仿生外骨骼 机械腿康复装置所使用的电机参数有关。本实例中曰。的范围为3〇 9/s2~4〇9/s2,曰1的范围为 100^s2n2〇2/s2,V。的范围为 3〇2/s~4〇2/s，Vi的范围为 7〇s/s~8〇e/s。
[0042] 5.定义用户体重为G。
[0043] 6.实例中阔值均为经验值，需由用户亲身试验得出具体数值。
[0044] 根据W上定义结合行走触发控制流程图6, 一种仿生外骨骼机械腿康复装置的行 走触发控制方法步骤如下：
[0045] 1)平行站立姿态的判断。平行站立姿态的判断即控制模块11分析处理传感器 采集到的数据，判断是否同时满足W下4个条件：C1 :Z前g=-55~巧2,Z左t=-52~+52,即 躯干保持直立，没有向前后左右倾斜；C2 :Z;. = 17〇9~18〇9，Z,;. =I7O9~1如9,叩腿直 立，髓关节和膝关节角度都约为1欲私C3 :IFpi-Fpf|/Fp<10%，即两脚底压力近似相等；C4 : Fc〉0, |F" -F"l/F。。％，即正在使用拐杖且两拐杖触地且压力相等；若控制模块11检测到 传感器数据满足条件C1、C2、C3、C4则用户处于平行站立姿态。若不满足上述4个条件中的 任一条件，则不是平行站立姿态。为保证用户的安全，若初始状态不满足平行站立姿态的条 件，控制模块11向语音模块16发出消息，提醒用户调整姿态，直至检测到用户为平行站立 姿态。用户可根据语音提示中的具体操作指引调整身体姿态。若条件Cl未满足，则会提示 用户"请保持躯干直立，不要向左右倾斜或向前后倾斜";若条件C2未满足，则提示用户"请 保持双腿直立，调整左髓左膝或右髓右膝关节角度"。若条件C3未满足，则提示用户"请使 双脚均匀受力";若条件C4未满足，则提示用户"请使用拐杖，并使两拐杖均匀受力"。
[0046] 2)行走触发条件的判断。行走触发条件的判断即控制模块11分析处理传感器采 集到的数据，判断是否满足W下条件：C5:為脾巧裤，Z=-1曰9~+1解。即躯干向前倾 斜的角度超过阔值，躯干左右倾斜角度在安全范围内；C6 :Fpi〉〉Fpr或口：Fpi«Fpr，即两脚底 压力差超过阔值，若两脚底压力值满足化1 -Fpr)/Fp〉80%，则认为Fpi〉〉Fpr;若（Fpr-Fpi)/ Fp〉80 %，则认为Fpi«Fpr;C8:Fc〉〇,Fu〉Fcr或C9 :Fc〉〇,Fu<Fcr，即两拐杖触地压力传感器的压 力值不为0,且两拐杖触地压力差超过阔值，若两拐杖压力满足（Fci-FJ/Fc〉40%，则认为 Fu〉Fer;若两拐杖压力满足（Fer-F")/FE〉40%，则认为F。r〉F"。若同时满足条件C5、C6、C8， 则满足先迈右腿的触发条件；若同时满足条件巧、C7、C9,则满足先迈左腿的触发条件。若 用户先迈右腿，但未同时满足条件巧、C6、C8,控制模块11向语音模块16发出消息，提醒用 户调整姿态，直至检测到用户满足迈右腿的条件。用户可根据语音提示中的具体操作指引 调整身体姿态，若条件巧未满足，则会提示用户"请将躯干向前倾斜";若条件C6未满足， 则会提示用户"请将身体重屯、集中到身体左边，使左脚受力大于右脚受力";若条件C8未满 足，则会提示用户"请使用拐杖，并增大左拐杖压力，减小右拐杖压力"。若用户先迈左腿，但 未同时满足条件巧、C7、C9,控制模块11向语音模块16发出消息，提醒用户调整姿态，直至 检测到用户满足迈左腿的条件。用户可根据语音提示中的具体操作指引调整身体姿态，若 条件巧未满足，则会提示用户"请将躯干向前倾斜";若条件口未满足，则会提示用户"请 将身体重屯、集中到身体右边，使右脚压力大于左脚压力";若条件C9未满足，则会提示用户 "请使用拐杖，并增大右拐杖压力，减小左拐杖压力"。若用户不执行迈腿动作，则保持平行 站立状态，控制模块11持续检测传感器数据，判断用户姿态。在用户使用该装置初期，我们 会对用户做培训，防止用户误触发。
[0047] 3)行走触发控制。若控制模块11检测到用户同时满足条件C5、C6、C8,则表 明用户满足迈右腿的触发条件，控制模块11向右髓电机4_2和右膝电机6_2发出指令， 执行迈右腿动作，如图5所示迈腿动作经过S个阶段。阶段一：髓部电机4_2开始W加 速度曰。从静止匀加速至速度V。，然后W恒定速度V。转动，带动用户躯干与大腿产生相 对角度运动，使躯干支架1与大腿支架2之间角度减小；同时膝部电机6_2开始 W加速度曰1从静止匀加速至速度V1(行走过程中设置Vi= 2v。)，然后W恒定速度Vi转 动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3之间的角度 减小，直至控制模块11检测到心；=M巧"心日9,控制膝部电机6_2W加速度-a巧减速 至静止，实现姿态l:同时满足条件C5、C10:Fpr=(0~3%)G，Fpl=(60%~80%) G、Cll:Fc=(20%~40%)G、C12:Z。=1709~16日9，Zf,=14巧~1409【阶段二：髓部电机 持续4_2转动，直至控制模块11检测到Z,i..=化化日9，么；=1459~1雜6,控制膝部电 机6_2反向转动，W加速度曰1匀加速至速度至V1，然后W恒定速度Vi转动，带动大腿与 小腿产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3之间的角度增大，实现姿态2 : 同时满足条件CUCIO、C11、C13 :Z,*=；L目巧'"化 〇9,Z:i.=14〇9'"].7〇9。阶段S:控制模 11 块持续检测，直至检测到，控制髓部电机4_2W加速度-a。匀减速 至静止。膝部电机持续W恒定速度Vi转动，直至控制模块11检测到解&巧日9 (运里预留了辩的安全缓冲区），控制膝部电机6_2W加速度-曰1匀减速至静止，迈步 动作结束，用户进入右脚前左脚后即姿态3,同时满足条件CUC3、C4和C14:Zm;= 17〇9~18〇9，Z'".=化〇2~1巧9，Z=17〇9~18 日9，Z|Sl7〇9~18 日9,.若控制模块检测到 用户同时满足条件巧、C7、C9,则表明用户满足迈左腿的触发条件，控制模块向左髓电机 4_1和左膝电机6_1发出指令，执行迈左腿动作（与迈右腿动作相同），直至动作结束，进入 左脚前右脚后状态即同时满足条件C1、C3、C4和C15 :Z.i=17〇9'。18〇9，Zv=化O9~1.巧9， Z棚r= 17〇s~18〇9:，么離=17〇2~18〇2。控制模块。继续检巧U判断躯干倾角、脚底压力和拐 杖压力传感器的数据，进入步态维持状态。
[0048] 行走过程中，控制模块11在迈步动作执行中除了会实时检测电机角度，判断其是 否达到阔值W停止电机转动之外，同时还会持续监控各个传感器的值是否在正常范围。迈 左脚动作：脚底压力值范围Fpi= (0~5% )G，Fpr= (60%~80% )G，拐杖触地压力值范围 Fc〉0，|Fer-Fcl|/Fc=40%~60%，躯干倾角值范围Z'.,=+52~+159，Z,=-.102.''+102;迈 右脚动作中脚底压力值范围Fpr= (0~5% )G，FPi= (60%~80% )G，拐杖触地压力值范 围尸。〉0，向1-尸"|/尸。=40%~60%，躯干倾角值范围為跪一駐心+巧苗，^韩=-1〇2心+1龄。 如果压力值、躯干倾角值等参数超出上述正常范围达到Is,即判别为"异常状态"，控制模块 11将对用户执行保护措施，直至收到进一步的指令W解除"异常状态"。运些保护措施包括 但不限于：用户重屯、不稳时，控制电机停止转动；用户摔倒时，控制语音模块16发出警报W 请求他人救援。
[0049] 本文所述行走触发控制方法有如下优点：本发明采用了脚底压力传感器、拐杖触 地压力传感器、躯干倾角传感器和电机转角传感器同时检测用户姿态数据，实现多传感器 协同触发控制。当控制模块11检测到每个传感器的数据均满足条件时，才对电机组发出指 令，否则就提醒用户调整姿态。运种多传感器协同工作的方式，有效避免单一触发方式的误 触发风险，保障了用户的安全。
[0050] W上实施方法仅供说明本发明之用，而非对本发明的限制，有关技术领域的技术 人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可W作出各种变换或变型，因此所有等同 的技术方案也应该属于本发明的范畴，应由各权利要求所限定。
Claims (6)
1. 基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，其特征在于包括如下步骤： 1) 平行站立姿态的判断：控制模块分析处理传感器采集到的数据，判断是否同时满 足以下4个条件：
Fp〈10% ;C4 :FC>0, |F" - F"|/Fc〈5% ;若控制模块检测到传感器数据同时满足条件CU C2、 C3、C4,则用户处于平行站立姿态；若不满足上述4个条件中的任一条件，则不是平行站立 姿态； 2) 行走触发条件的判断：控制模块分析处理传感器采集到的数据，判断是否满足以下 条件：
C6 :FP1»FPr或 C7 :F P1〈〈FPr;C8 :F c>0, Fcl>Fcr 或C9 :Fc>0，Fa〈F";若同时满足条件C5、C6、C8,则满足先迈右腿的触发条件；若同时满足条 件C5、C7、C9,则满足先迈左腿的触发条件；若未同时满足条件C5、C6、C8或未同时满足条 件C5、C7、C9,控制模块持续检测传感器数据，判断用户姿态； 3) 行走触发控制：若控制模块检测到用户满足迈右腿的触发条件，控制模块向右髋电 机和右膝电机发出指令，执行迈右腿动作：髋部电机开始以加速度a。从静止匀加速至速度 v。，然后以速度V。转动，带动用户躯干与大腿产生相对角度运动，使躯干支架与大腿支架之 间角度Zm减小；同时膝部电机开始以加速度从静止匀加速至速度V i，然后以速度V1 转动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架与小腿支架之间的角度Zi1i减小，直 至控制模块检测到
控制膝部电机以加速度_&1匀减速至静止；髋部电机持 续转动，直至控制模块检测到
控制膝部电机反向转动，以加速度^匀加 速至速度至V1，然后以速度V1转动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架与小 腿支架之间的角度Zi1ll增大；控制模块持续检测，直至检测到
控制 髋部电机以加速度_a。匀减速至静止；膝部电机持续以速度V i转动，直至控制模块检测到
控制膝部电机以加速度-¾匀减速至静止，迈步动作结束，用户进入右脚前 左脚后姿态； 若控制模块检测到用户满足迈左腿的触发条件，控制模块向左髋电机和左膝电机发出 指令，执行迈左腿动作，直至动作结束，进入左脚前右脚后状态；执行迈左腿动作与迈右腿 动作相同为左右腿互换，控制方式相同； 4) 控制模块继续检测判断躯干倾角、脚底压力和拐杖压力传感器的数据，进入步态维 持状态； 所述Zlte为躯干前后倾角；所述Zfce为躯干左右倾角；Fpl为左脚单独压力；F ft为右 脚单独压力；Fel为左拐杖压力.为右拐杖压力；匕为去除拐杖自身重力后的两拐杖压力 和；21|?为大腿支架与小腿支架之间的夹角；Z ts为大腿支架与躯干支架之间的夹角；Zai 为左膝关节角度；Zi1i为右膝关节角度；Zsts为左髋关节角度；Zits为右髋关节角度。
2. 根据权利要求1所述的基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，其 特征在于，所述为以躯干垂直地面为基准，躯干前后倾斜的角度，前倾为正，后倾为负； 所述Z fce为以躯干垂直地面为基准，躯干左右倾斜的角度；左倾为正，右倾为负。
3. 根据权利要求1所述的基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，其特 征在于，若初始状态不满足平行站立姿态的条件，控制中心向语音模块发出消息，提醒用户 调整姿态，直至检测到用户为平行站立姿态；用户根据语音提示中的具体操作指引调整身 体姿态；若条件Cl未满足，语音模块提示用户"请保持躯干直立，不要向左右倾斜或向前后 倾斜";若条件C2未满足，语音模块提示用户"请保持双腿直立，调整左髋左膝或右髋右膝关 节角度";若条件C3未满足，语音模块示用户"请使双脚均匀受力";若条件C4未满足，语音 模块提示用户"请使用拐杖，并使两拐杖均匀受力"。
4. 根据权利要求1所述的基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法， 其特征在于，所述a。的取值为
取值为
.V。的取值为
V1的取值为 .
..
5. 根据权利要求1所述的基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，其 特征在于，所述控制模块分别与左腿髋部电机角度传感器、右腿髋部电机角度传感器、左腿 膝部电机角度传感器、右腿膝部电机角度传感器、左脚脚底压力传感器、右脚脚底压力传感 器、左腿髋部电机、躯干倾角传感器、右腿髋部电机、左腿膝部电机和右腿膝部电机连接。
6. 根据权利要求1所述的基于脚部压力传感器的康复装置的行走触发控制方法，其 特征在于，所述康复装置的躯干支架绑定在用户上身；大腿支架绑定在用户大腿上，小腿支 架绑定在用户小腿上；脚部支撑板设置在用户脚底；躯干支架与大腿支架通过髋部电机连 接；髋部电机的定子与躯干支架固定，髋部电机的转子与大腿支架固定；大腿支架与小腿 支架分别膝部电机的定子和转子连接；膝部电机连接着大腿支架与小腿支架并控制两者相 对角度运动；小腿支架与脚部支撑板活动连接。
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