CN110215648A - 基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明属于医疗器械领域，并公开了基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法。该方法包括：(a)对于待控制下肢外骨骼，实时检测下肢外骨骼髋关节和膝关节各自的关节角度和关节角速度，将检测结果与预定的摆动相切换条件进行比较，以第一个满足摆动相切换条件的状态作为摆动相的起始点；(b)构建在摆动相下髋关节和膝关节角度之间的理想协调运动曲线；(c)实时监测进入摆动相后待控制下肢外骨骼每个时刻的髋关节和膝关节的角度θ，将该θ与理想协调运动曲线比较，不满足可接受条件时，下肢外骨骼对人机系统施加力矩，以此实现待控制下肢外骨骼协调步态的控制。通过本发明，实现助行外骨骼的步态协调控制，同时保持使用者的运动自主性。

Description

基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法

技术领域

本发明属于医疗器械领域，更具体地，涉及基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法。

背景技术

由于人口的老龄化及病理性(脑中风、脊髓损伤等)比例增加，国民下肢运动功能逐渐衰退或损伤已经成为一个全社会面临的民生问题，下肢助行外骨骼在助老助残行走领域展现了独有的潜力，备受人们的关注。控制策略在下肢助行外骨骼实际应用中发挥至关重要的作用，对于完全截瘫患者，常用的控制方法为基于预设轨迹式的控制策略。该方法已经被证明是有效的，并且多用于商业化外骨骼控制中，然而，对于非完全截瘫患者，如中风偏瘫、不完全脊髓损伤等患者，他们通常能够在不使用外骨骼或其他辅助设备的情况下行走，基于预设轨迹的控制方法可以使得外骨骼辅助人体实现预设的运动，然而，其没有考虑人体自身的运动能力。因此基于轨迹式的控制策略并不适用于非完全截瘫患者。

对于非完全截瘫患者，尽管他们能够完成日常的行走任务，但他们的步态偏离于健康人体。因而，下肢助行外骨骼应该改善他们步态缺陷，实现外骨骼使用者更为自然的步态运动，研究表明人体通过特定的协调机制控制肢体间的时空组织关系以实现日常的步态，肢体间的协调运动往往被视作实现步态运动高效、稳定的必要途径。因此，对于非完全截瘫患者，外骨骼的控制策略应满足以下要求：1)提供运动辅助；2)能够实现关节间的协调运动；3)一定程度上允许患者调整自身运动以保持平衡。

对于非完全截瘫患者，现今的下肢外骨骼控制策略有：基于振荡器的控制方法、肌电控制方法以及基于路径的控制方法等。然而，上述控制方法仍具有一定的缺陷，基于振荡器的控制方法虽然可以保持人体的运动自主性，但由于没有考虑人体的协调运动关系，因而并不以实现肢体的协调运动为控制目标。肌电控制方法仅适用于神经肌肉无损伤的个体，且过于依赖外骨骼内置的肌电测量传感器。基于路径的控制方法一般不允许受试者自主地控制步长变化，因而存在绊倒的风险。综上所述，现今的控制策略无法同时满足人体运动自主性以及关节间运动协调性。

发明内容

针对现有技术的以上缺陷或改进需求，本发明提供了一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，通过在摆动相下构建理想的椭圆协调运动曲线，使得使用者在摆动相能沿着期望的理想协调曲线运动，同时保持使用者的运动自主性，进而实现下肢外骨骼的自然辅助,由此解决下肢运动协调性差的技术问题。

为实现上述目的，按照本发明，提供了一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，该方法包括下列步骤：

(a)对于待控制下肢外骨骼，实时检测该控制下肢外骨骼的髋关节和膝关节各自的关节角度和关节角速度，将该关节角度和关节角速度与摆动相切换条件进行比较，以第一个满足摆动相切换条件的状态作为起始点，所述待控制下肢外骨骼以该起始点为起点进入摆动相；

(b)基于所述起始点和多个预设的髋关节和膝关节角度协调点，构建在摆动相下髋关节和膝关节角度之间的理想协调运动曲线；

(c)实时监测进入摆动相后所述待控制下肢外骨骼每个时刻的髋关节和膝关节的角度θ，将该θ与基于所述理想协调运动曲线计算出的髋关节和膝关节的理想协调角度θ_c相比较，当二者之间的差值大于预设可接受阈值时，对人机系统施加力矩，对所述待控制下肢外骨骼的运动轨迹进行实时调整，以此实现所述待控制下肢外骨骼协调步态的控制。

进一步优选地，在步骤(a)中，所述摆动相切换条件为：同时满足髋关节关节角度小于预设髋关节角度阈值，膝关节角度大于预设膝关节角度阈值，以及髋关节的关节角速度大于预设髋关节角速度阈值，即：

θ_h＜θ_{h_thr}，θ_k＞θ_{k_thr}，

其中，θ_h是髋关节关节角度，θ_{h_thr}是预设髋关节角度阈值，θ_k是膝关节关节角度，θ_{k_thr}是预设膝关节角度阈值，是髋关节的关节角速度，ω_{k_thr}是预设髋关节角速度阈值。

进一步优选地，在平地行走步态运动中，所述θ_{h_thr}优选为5°，所述θ_{k_thr}优选为30°，所述ω_{k_thr}优选为-50°s^-1。

进一步优选地，在步骤(b)中，所述利用所述起始点和预设的髋关节和膝关节角度协调点，构建理想协调运动曲线优选按照下列步骤：从人体步态运动学数据库中，获取摆动相下不同时刻对应的髋关节和膝关节的实时关节角度，然后将所述不同时刻的数据与所述起始点处的数据拟合为一条曲线，该曲线即为所示理想协调运动曲线，其中，所述起始点处的数据包括起始点处对应的髋关节和膝关节的关节角度。

进一步优选地，在步骤(b)中，所述理想协调运动曲线f(x,y)优选采用椭圆曲线，如下：

f(x,y)＝a₆x²+a₅y²+a₄xy+a₃x+a₂y+a₁＝0

其中，a₁，a₂，a₃，a₄，a₅，a₆分别是可唯一确定椭圆的参数，x,y分别为矢状面内髋、膝关节角度值。

进一步优选地，在步骤(c)中，所述理想协调角度θ_c优选为所述理想协调运动曲线上与所述角度θ欧式距离最短的点。

进一步优选地，在步骤(c)中，所述对人机系统施加力矩，该力矩优选采用PD控制律输出。

进一步优选地，在步骤(c)中，所述施加的力矩大小按照下列方式计算：

其中，e＝θ-θ_c，k_p是控制器角度误差增益系数,k_d是控制器速度误差项系数，δ是设定的可接受协调运动偏差。

总体而言，通过本发明所构思的以上技术方案与现有技术相比，能够取得下列有益效果：

1、本发明通过髋和膝关节角度及角速度构建相位切换状态机，由于下肢助行外骨骼自身包含运动学传感器，因此使用该相位检测方法可以有效地节省成本，克服传统分布式压力鞋垫价格昂贵的缺陷，同时能准确识别摆动相和支撑相；

2、本发明基于椭圆数学表达式，在摆动相描述人体下肢髋膝关节间的协调运动，一方面，椭圆数学表达式可以准确表达人体下肢髋膝关节在摆动相的约束关系；另一方面，椭圆数学表达式具有与时间无关的特性，与基于预设轨迹的控制方法相比，它的目标不是产生驱动力矩以辅助人体完成步态任务，而是在人体提供生物力矩的前提下，纠正使用者的缺陷步态，由于椭圆理想协调曲线的协调性，使得通过实时调整的下肢外骨骼的运动也具备协调性，改善下肢外骨骼的运动协调性，进而保持使用者的运动自主性；

3、本发明通过采集相位切换时刻的起始点实时调整髋膝关节协调运动关系，因而，在相位切换时刻人机当前运动状态与期望的运动状态初始误差为零，这不仅可以消除状态切换时的阶跃变化，也可以保持使用者一定的运动自主性，即使得其步态可调；

4、本发明基于误差反馈，设定了PD控制律以及允许的协调运动偏差，通过实时检测并计算当前运动状态与期望运动状态的误差，当误差超过了允许的协调运动偏差时，协调控制器才开始工作，因而，本发明对髋膝关节不是精准的位置控制，保留了下肢运动的时变特性。

附图说明

图1是按照本发明的优选实施例所构建的基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法的工作流程图；

图2是按照本发明的优选实施例所构建的双状态有限状态机示意图；

图3是按照本发明的优选实施例所构建的实时调整协调运动曲线的示意图；

图4是按照本发明的优选实施例所构建的协调控制器力矩修正示意图；

图5(a)是按照本发明的优选实施例未采用本发明的控制方法获得的下肢外骨骼的运动曲线图；

图5(b)是按照本发明的优选实施例采用本发明的控制方法获得的下肢外骨骼的运动曲线图；

图6(a)是按照本发明的优选实施例所构建的未采用本发明的控制方法施加正弦波干扰后的运动曲线图；

图6(b)是按照本发明的优选实施例所构建的采用本发明的控制方法施加正弦波干扰后的运动曲线图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。此外，下面所描述的本发明各个实施方式中所涉及到的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互组合。

下肢外骨骼是一种机械装置，本发明的实施例中采用的待控制下肢外骨骼采用的是基于Matlab Simulink构建的人与外骨骼耦合系统仿真模型，具体的将该下肢外骨骼仿真模型进行协调控制的方法包括下列步骤：

1)基于Matlab搭建人机耦合系统物理模型

Simscape Multibody是Matlab Simulink中的一个工具箱，其提供了机器人等机械系统的多体仿真环境。本发明通过Simscape Multibody中提供的模块，搭建下肢六自由度(髋膝踝矢状面主动驱动)人机系统的多体仿真物理模型。该模型主要分为实体和关节两部分，模型的基准为身高为1.73m，体重为60kg的成年男性。

通过Solid模块建立外骨骼部件实体，并定义几何形状、惯性、颜色及附加坐标系。该系统包括大腿(圆柱)、小腿(圆柱)、躯干(长方块)以及足部(长方体)等实体，各个实体的质量、形状、长度需要给定，同时要通过坐标系确定各个实体在模型中的位置以及约束关系。实体各项参数以及坐标系相连情况如表1所示。

表1多体仿真物理模型各实体部件参数

通过Simscape Multibody的Revolute Joint(单自由度的旋转关节)模块，在实体间施加运动学约束定义下肢髋膝踝矢状面内旋转关节。本物理模型以笛卡尔坐标为世界坐标系，具体坐标轴定义如下：Y表示重力方向(对应于人体解剖学垂直轴)，Z为行走前进方向(解剖学矢状轴)，X为人体横移方向(解剖学冠状轴)，由于系统给定的单自由度旋转关节的旋转轴为Z轴，且无法修改，本模型利用Rigid Tranform(坐标系变换)模块将相接的两实体的坐标系进行变换以解决坐标轴定义冲突问题。

单自由度的旋转关节模块提供两个重要动力学特性参数输入，一个为关节刚度，另一个为关节阻尼。考虑人体的阻尼一般为1左右，而外骨骼系统的关节阻尼一般与设计和控制有关，不同的外骨骼系统具有不同的关节阻尼。综合考虑，本章将单旋转关节的阻尼b设成5，保持与人体阻尼相同的量级，而关节刚度设置成0；

单自由度的旋转关节模块提供了力矩和运动两种驱动方式。当选定力矩驱动方式时，通过提供关节驱动力矩，该力矩将会作用于旋转关节的从动坐标系与基本坐标连接的实体上，以使得两实体绕Z轴旋转。当选定运动驱动方式时，通过提供关节运动学数据，如关节角度、角速度等，基于用户自定义的多体模型，Simulink会依据模型对应的多体系统动力学方程自动计算出关节力矩以产生期望的运动。由于本应用仿真平台通过力矩以实现期望的协调运动，因此单自由度的旋转关节模块选择为力矩驱动方式。

单旋转关节同时提供了传感器接口，通过选定该接口可以输出关节关于时间的角度、力矩等物理信息。本应用仿真平台根据需要选择了关节角度、关节力矩以及关节角速度用于后续的处理。

2)Stateflow状态机

基于Matlab Stateflow工具箱分别为双侧肢体构建了独立的有限状态机，该状态机可以基于髋膝关节的运动学数据对支撑相和摆动相进行准确切换。如图2所示，对于待控制下肢外骨骼的相位阶段，包括摆动相和支撑相，当满足摆动相的切换条件时，从支撑相进入摆动相，当满足支撑相切换条件时，从摆动相进入支撑相，否则保持支撑相或摆动相不变，

支撑相的切换条件是：θ_h＞θ_{h_thr}，θ_k＜θ_{k_thr}，

摆动相的切换条件为：θ_h＜θ_{h_thr}，θ_k＞θ_{k_thr}，

θ_h,θ_k,分别为实时采集的下肢髋和膝关节矢状面的角度以及角速度；θ_{h_thr},θ_{k_thr},ω_{h_thr},ω_{k_thr}分别为设定的髋膝关节角度及角速度状态切换阈值，根据大量的步态运动实验数据，采用以下最优的阈值预设值，髋膝关节角度状态切换阈值为：θ_{h_thr}＝5°；θ_{k_thr}＝30°；髋膝关节角速度状态切换阈值为：ω_{h_thr}＝-50°s^-1；ω_{k_thr}＝30°s^-1。

3)协调控制器的构建

协调控制器主要通过编写Simulink函数实现，如图1所示，具体步骤如下：

a)基于下肢髋膝关节矢状面运动学数据构建双状态有限状态机，如图2所示，具体而言，在站立相和摆动相之间的状态切换取决于髋关节和膝关节角度以及角速度，两侧肢体使用相同的状态切换条件并彼此独立地控制，双状态机指摆动相和支撑相，判断当前的状态是摆动相还是支撑相，是摆动相则按照下列步骤进行。

b)利用椭圆公式表示下肢髋膝关节在摆动相期望的协调运动关系，如图中3所示，椭圆对于平地行走运动模式具有很好的拟合特性。椭圆的数学表达式如下所示：

f(x,y)＝a₆x²+a₅y²+a₄xy+a₃x+a₂y+a₁＝0

其中：a₁，a₂，a₃，a₄，a₅，a₆分别是可唯一确定椭圆的参数；x,y分别为矢状面内髋、膝关节角度值；人体的步态运动具有周期性，一个周期称为一个步态周期，椭圆运动曲线是一个步态周期内髋关节和膝关节的协调运动关系。人体髋关节有三个自由度，矢状面，冠状面和水平面；膝关节有一个自由度，即矢状面，本发明中的髋关节和膝关节的角度指的是矢状面内的角度。

c)实时调整期望的协调运动关系，具体而言，本发明在相位切换时刻(支撑相向摆动相切换)采用6个关键点拟合椭圆公式。第一个关键点为相位切换时刻实时采集的髋膝关节角度；其余的五个关键点为预先设置点，均来自于人体步态运动学数据库中摆动相髋膝关节角度值，因此在单个步态周期摆动相内髋膝协调运动关系不会发生改变；但在步态周期间由于第一个关键点是在状态切换时刻实时采集的髋膝关节角度值，因此，期望的协调运动关系可以进行调整，如图3所示。

d)基于PD控制律以实现髋膝关节协调运动，具体而言，在摆动相实时采集当前的髋膝关节角度θ＝[x,y]^T，计算满足椭圆表达式f＝0且与θ欧式距离最近的点θ_c，则当前状态下与期望协调运动的偏差矢量为e＝θ-θ_c。以τ＝[τ_h,τ_k]^T表示协调控制器独立关节的修正力矩，由图4可知，基于偏差e设置相应的控制律即可使得人机系统产生的运动趋向于期望的协调运动曲线，协调控制器输出的修正力矩为：

其中：为控制器角度误差增益系数，k_hp、k_kp分别对应于髋膝关节角度误差增益系数；为控制器速度误差项系数，k_hd、k_kd别对应于髋膝关节速度误差增益系数；为实时的髋膝关节角速度与期望协调的髋膝关节角速度误差，在图4中可以表示为θ以及θ_c的切线斜率差。由研究知，人体下肢协调模式具有一定变异性，在步态周期间并不是精准的位置控制。因此我们设置一定的可接受协调运动偏差δ，当实时检测的θ在期望协调曲线的δ区域(图4阴影区域部分)，控制器不施加力矩修正；当处于δ区域外，方才施加力矩修正，该施加的力矩通过PD控制律输出，具体如下：

上述步骤的各项参数如下表2所示：

表2协调控制器参数表

4)协调运动的实现

设计两种测试任务，验证本发明提出方法的效果：

(1)由于穿戴外骨骼人体处于不舒适的运动状态，协调运动受到影响；因而对正常人而言，协调控制器应该消除外骨骼对人体的协调运动影响，恢复自然运动步态。故得出测试任务1：基于人体穿戴外骨骼实验条件下的关节运动学数据，将运动学数据导入仿真平台依据动力学模型逆向求解出关节力矩τ_M，在Simulink中应用两种不同的控制方式模拟人体穿戴外骨骼在平地上行走。控制方式一：无协调控制方式，仅将逆向求解的关节力矩至输入到平台的髋膝踝关节，该控制方式下无协调控制器修正力矩，仅是基于模型对关节角度与力矩做了正向和逆向的映射；控制方式二：协调控制方式，该方式利用τ_M作为仿真平台的驱动力矩，协调控制器工作并输出力矩τ对驱动力矩修正。

如图5(a)所示为无协调控制方式的髋膝关节角度图，图中显示了在不同步行速度下的两种控制方式的效果图，图中曲线为多个步态周期的平均曲线，图中的阴影区域曲线描述的是健康人体生理学意义协调运动曲线可以看出在不同的步速条件下，穿戴外骨骼会使得人体偏离期望的协调运动。图5(b)为协调控制方式下的髋膝关节角度图，可以看出修正后的髋膝关节角度曲线在摆动相的末期几乎与期望的协调运动曲线相重合，而在摆动相的初期，由于步速的不同会导致步长发生改变，进而影响下肢髋膝关节角度曲线。因此实时记录摆动相切换时刻θ₁调整期望的协调运动曲线，可以使得人机系统具有步长或步速的自适应能力，同时使得使用者沿着期望的协调曲线运动。

(2)由于运动功能损伤以及偏瘫病人，其生物力矩为产生人体运动不协调的力矩。需要进行协调运动的修正。因而得出测试任务2：基于人体穿戴外骨骼的运动学数据，求出人体生物力矩τ_M，在髋膝关节力矩中添加一个正弦波干扰用以表示产生运动不协调的力矩。按照(1)中的两种不同的控制方式对比协调控制效果。

图6(a)为施加正弦干扰后，髋膝关节角度图，可以看出其极大地偏离于期望的协调运动曲线，曲线间离散程度较大；图6(b)为有协调控制器工作时髋膝关节曲线图。对比两图发现，协调控制可以在摆动相阶段减小干扰产生的不良运动与期望的协调运动的差距，使得人体下肢运动趋向于期望的协调运动。此外，协调控制改变了摆动相切换至支撑相时刻的姿态，因而又会一定程度影响支撑相，使得支撑相的曲线变得一致。

本领域的技术人员容易理解，以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (8)

1.一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，该方法包括下列步骤：

(a)对于待控制下肢外骨骼，实时检测该下肢外骨骼的髋关节和膝关节各自的关节角度和关节角速度，将该关节角度和关节角速度与预设的摆动相切换条件进行比较，以第一个满足摆动相切换条件的状态作为起始点，所述待控制下肢外骨骼以该起始点为起点进入摆动相；

(b)基于所述起始点和多个预设的髋关节和膝关节角度协调点，构建在摆动相下髋关节和膝关节角度之间的理想协调运动曲线；

(c)实时监测进入摆动相后所述待控制下肢外骨骼每个时刻的髋关节和膝关节的角度θ，将该θ与基于所述理想协调运动曲线计算出的髋关节和膝关节的理想协调角度θ_c相比较，当二者之间的差值大于预设可接受阈值时，对人机系统施加力矩，对所述待控制下肢外骨骼的运动轨迹进行实时调整，以此实现所述待控制下肢外骨骼协调步态的控制。

2.如权利要求1所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(a)中，所述摆动相切换条件为：同时满足髋关节关节角度小于预设髋关节角度阈值，膝关节角度大于预设膝关节角度阈值，以及髋关节的关节角速度大于预设髋关节角速度阈值，即：

θ_h＜θ_{h_thr}，θ_k＞θ_{k_thr}，

其中，θ_h是髋关节关节角度，θ_{h_thr}是预设髋关节角度阈值，θ_k是膝关节关节角度，θ_{k_thr}是预设膝关节角度阈值，是髋关节的关节角速度，ω_{k_thr}是预设髋关节角速度阈值。

3.如权利要求2所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在平地行走步态运动中,所述θ_{h_thr}优选为5°，所述θ_{k_thr}优选为30°，所述ω_{k_thr}优选为-50°s^-1。

4.如权利要求1或2所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(b)中，所述利用所述起始点和预设的髋关节和膝关节角度协调点，构建理想协调运动曲线优选按照下列步骤：从人体步态运动学数据库中，获取摆动相下不同时刻对应的髋关节和膝关节的关节角度，然后将所述不同时刻的数据与所述起始点处的数据拟合为一条曲线，该曲线即为所述理想协调运动曲线，其中，所述起始点处的数据包括起始点处对应的髋关节和膝关节的关节角度。

5.如权利要求1或2所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(b)中，所述理想协调运动曲线f(x,y)优选采用椭圆曲线，如下：

f(x,y)＝a₆x²+a₅y²+a₄xy+a₃x+a₂y+a₁＝0

其中，a₁，a₂，a₃，a₄，a₅，a₆分别是可唯一确定椭圆的参数，x,y分别为矢状面内髋、膝关节角度值。

6.如权利要求1或2所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(c)中，所述理想协调角度θ_c优选为所述理想协调运动曲线上与所述角度θ欧式距离最短的点。

7.如权利要求1或2所述的一种基于人体步态运动协调特性的外骨骼协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(c)中，所述对人机系统施加力矩，该力矩优选采用PD控制律输出。

8.如权利要求1所述的一种基于下肢摆动相的协调步态控制方法，其特征在于，在步骤(c)中，所述施加的力矩大小按照下列方式计算：

其中，e＝θ-θ_c，k_p是控制器角度误差增益系数,k_d是控制器速度误差项系数，δ是设定的可接受协调运动偏差。