CN110292506B - 辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法 - Google Patents

Abstract

本申请涉及一种辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法。所述辅助运动系统包括下肢外骨骼支撑装置，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置的数据采集装置和控制装置，所述下肢外骨骼支撑装置包括小腿支撑部，大腿支撑部以及髋部支撑部。所述数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部与大腿支撑部连接处的第一传感器以及设置在小腿支撑部的第二传感器，用于采集与人体运动相关的步态数据以及行走数据。所述控制装置设置在髋部支撑部，用于获取所述数据采集装置采集的步态数据以及行走数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，这样可以根据步态类型以及相应步态类型下的行走数据分析患者实时身体状态。

Description

辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法

技术领域

本申请涉及医疗康复器械技术领域，特别是涉及一种辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法。

背景技术

现如今的膝关节康复装置分为可穿戴式和非可穿戴式。

其中非可穿戴式功能强大，可针对各种不同情况的患者进行不同部位的康复治疗，但由于体积庞大，造价高昂，经常被各大康复机构引用，而不适于日常康复使用。

可穿戴式体积小，操作较为简单，价格相对较低，便于患者日常使用。而市面上的可穿戴式产品，不能感知患者的步态变化，也就不能根据接收的步态数据确定步态类型以及相应步态类型下的行走数据；导致错误的分析患者实时身体状态。

发明内容

基于此，有必要针对上述技术问题，提供一种辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法。

一种辅助运动系统，所述辅助运动系统包括：下肢外骨骼支撑装置，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置的数据采集装置和控制装置；

所述下肢外骨骼支撑装置包括：小腿支撑部，大腿支撑部以及髋部支撑部，所述小腿支撑部与大腿支撑部活动连接，所述髋部支撑部与大腿支撑部活动连接；

所述数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部与大腿支撑部连接处的第一传感器以及设置在小腿支撑部的第二传感器，用于采集与人体运动相关的步态数据以及行走数据；

所述控制装置设置在髋部支撑部，用于获取所述数据采集装置采集的步态数据以及行走数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，再根据各所述步态类型记录相应步态类型下的行走数据。

在其中一个实施例中，所述下肢外骨骼支撑装置还包括膝关节保持部，所述膝关节保持部设置于所述小腿支撑部与大腿支撑部之间，用于保持所述大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度。

在其中一个实施例中，所述小腿支撑部包括底板、底板两侧的小腿支撑杆以及连接各所述小腿支撑杆与底板之间的小腿助力装置；

所述数据采集装置还包括设置底板上的第三传感器，用于采集与人体运动相关的行走数据。

在其中一个实施例中，所述小腿助力装置包括弹性机构以及离合器机构，所述离合器机构连接于两个小腿支撑杆之间，所述弹性机构的一端与所述离合器机构连接，所述弹性机构的另一端与所述底板连接；通过所述弹性机构以及离合器机构的配合在人体运动时提供助力。

一种下肢外骨骼控制方法，应用于所述辅助运动系统，所述方法包括：

获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据；所述步态数据包括下肢角度；所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长；

根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型；

根据所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据。

在其中一个实施例中，所述获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据之后包括：

根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态。

在其中一个实施例中，所述下肢角度包括：在行走状态时，将前端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第一角度；将后端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第二角度；并且将大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度作为第三角度。

在其中一个实施例中，所述步态分类规则包括：

若所述第一角度小于第一预设角度且所述第二角度大于第二预设角度，则确定步态类型为平地步态；

若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态。

在其中一个实施例中，所述若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态包括：第三预设角度大于第一预设角度；第四预设角度小于第二预设角度；

若第一角度大于第三预设角度且第二角度大于第四预设角度，则确定行走类型为上下坡步态；

若第一角度小于第三预设角度且第二角度小于第四预设角度；则确定行走类型为上下楼梯步态。

在其中一个实施例中，所述根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态包括：

若所述第三角度为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至锁止状态；

若所述第三角度不为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至断开状态。

上述辅助运动系统和下肢外骨骼控制方法，包括下肢外骨骼支撑装置，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置的数据采集装置和控制装置，所述下肢外骨骼支撑装置包括：小腿支撑部，大腿支撑部以及髋部支撑部，所述小腿支撑部与大腿支撑部活动连接，所述髋部支撑部与大腿支撑部活动连接。所述数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部与大腿支撑部连接处的第一传感器以及设置在小腿支撑部的第二传感器，用于采集与人体运动相关的步态数据以及行走数据。所述控制装置设置在髋部支撑部，用于获取所述数据采集装置采集的步态数据以及行走数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，再根据各所述步态类型记录相应步态类型下的行走数据。这样可以根据步态类型以及相应步态类型下的行走数据分析患者实时身体状态。

附图说明

图1为一个实施例中下肢外骨骼支撑装置结构示意图；

图2为一个实施例中小腿助力装置结构示意图；

图3为另一个实施例中小腿助力装置结构示意图；

图4为一个实施例中单腿脚步运动状态各阶段示意图；

图5为一个实施例中下肢外骨骼控制方法方法的流程示意图；

图6为一个实施例中下肢外骨骼控制方法装置的结构框图；

图7为一个实施例中计算机设备的内部结构图。

具体实施方式

为了使本申请的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本申请进行进一步详细说明。应当理解，此处描述的具体实施例仅仅用以解释本申请，并不用于限定本申请。

如图1所示，本发明提供了一种辅助运动系统。

在本实施例中，辅助运动系统包括下肢外骨骼支撑装置1，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置1的数据采集装置和控制装置2。下肢外骨骼支撑装置1穿戴在患者下肢处，用于提供患者上半身支撑力。这样在患者站立时，患者的上半身不会给膝盖造成负担，还能使患者自由运动。在下肢外骨骼装置上还设置有多个数据采集装置，用于接收患者在运动过程中不同的动态数据，所述动态数据包括步态数据以及行走数据，并将所述动态数据传输给控制装置2。控制装置2通过处理接收到的步态数据，判断患者步态类型，并根据不同的步态类型记录相应步态类型下的行走数据，以判断患者运动时的身体状态。

如图1所示，下肢外骨骼支撑装置1包括：小腿支撑部11，大腿支撑部12以及髋部支撑部13，所述小腿支撑部11与大腿支撑部12活动连接，所述髋部支撑部与大腿支撑部12活动连接。

具体的，小腿支撑部11包括设置在脚底的底板111，在底板对应小腿内外两侧分别设置有小腿支撑杆112。大腿支撑部12包括设置在大腿内外两侧分别与相对应的小腿支撑杆112活动连接的大腿支撑杆121。当患者行走状态下，膝盖需要呈现一定的角度时，大腿支撑杆121与小腿支撑杆112连接处可根据患者膝盖弯曲而相应的改变角度，以配合患者行走。在下肢外骨骼支撑装置1中，设置有四组分别活动连接的大腿支撑杆121和小腿支撑杆112，分别设置在各条腿的内侧与外侧，并且在穿戴时，贴合人体腿部曲线。

在本实施例中，下肢外骨骼支撑装置1还包括膝关节保持部14，所述膝关节保持部14设置与所述小腿支撑部11与大腿支撑部12之间，用于将所述大腿支撑部12与小腿支撑部11保持在预设角度。膝关节保持部14受控于控制模块2，当大腿与小腿之间的弯曲角度为预设角度时，则控制膝关节保持部14保持大腿与小腿之间的角度不变，使大腿和小腿不能相对运动，保持当前状态；当大腿与小腿之间的额弯曲角度不为预设角度时，则控制膝关节保持部14不保持大腿与小腿之间的角度，使大腿和小腿可随意弯曲运动。

在本实施例中，膝关节保持部14为电磁锁，设置在大腿支撑杆121与小腿支撑杆112连接的位置。也就是在每条腿的膝关节内侧与外侧相对应的位置各设置有电磁锁分别控制每一组大腿支撑杆121与小腿支撑杆112之间的角度锁止。

在本实施例中，大腿支撑杆121与小腿支撑杆112分别由可伸缩活动的伸缩杆和固定杆组成。这样设置可根据穿戴此装置的患者大腿以及小腿长度相应的调节大腿支撑杆121和小腿支撑杆112的长度，使下肢外骨骼支撑装置1适合不同高度的患者，增加装置的实用性。

具体的，大腿支撑杆121以及小腿支撑杆112的伸缩杆和固定杆在连接位置均设置有插销和限位孔，当需要根据患者大腿、小腿的长度进行的调节的时候，由插销和限位孔配合，起到调节支撑杆长度的目的。

如图1所示，在小腿两侧的小腿支撑杆112之间和大腿两侧的大腿支撑杆121之间分别设置有固定部15。固定部15包括设置在腿部后侧的支撑架151以及设置在腿部前侧的调节绑带152。

具体的,支撑架151设置在腿部后侧，紧贴腿部肌肉。调节部设置在与固定部15相对应位置的腿部前侧，用于根据患者腿围尺寸调节固定部15的尺寸，使固定部15可紧贴患者腿部，以起到固定的作用，在患者行走的时候，使整个下肢外骨骼支撑装置1可紧贴患者腿部，便于患者行走。在本实施例中，支撑架151为硬质材质，起到良好的支撑作用。而调节绑带152采用柔性材料，这样在利用调节绑带152根据患者腿围进行调节的时候，既起到了固定的作用，又对患者腿部皮肤不会产生伤害。

如图2所示，小腿支撑部11包括设置在小腿后侧并且连接于各所述小腿支撑杆112与底板111之间的小腿助力装置113。小腿助力装置113包括弹性机构1131以及离合器装1132置，通过所述弹性机构1131以及离合器机构1132的配合提供助力。

在本实施例中，离合器机构1132设置在小腿支撑架151背对小腿皮肤一侧。离合器机构1132包括离合器机架11321，以及设置在离合器机架11321上的棘轮11322、棘爪11323以及滑轮11324(如图3所示)。弹性机构1131一端通过拉绳11311与离合器机构1132连接，另一端固定设置在底板111与脚后跟相对应的位置，弹性机构1131与小腿后侧肌肉竖置方向平行。滑轮和棘轮11322通过连接轴活动固定在机架上，并且滑轮11324和棘轮11322同步运动。在滑轮11324的周向表面上开有环形的固定槽，拉绳11311一端固定在环形的固定槽中，当连接轴转动时，滑轮也会相应的转动，使拉绳11311可环绕在滑轮上的固定槽中。这样，在拉绳11311环绕滑轮时不会沿滑轮11324的轴向上滑动。

如图3所示，在拉绳11311与滑轮11324连接的位置还设置有扭簧11325。当拉绳11311下拉或者环绕在滑轮11324上时，都会带动滑轮向不同方向转动，使滑轮带动棘轮11322同步运动。棘爪11323设置在离合器机架11321上，用于控制棘轮11322转动的方向。当棘爪11323与棘轮11322啮合的时候，则棘轮11322不能向设定一侧转动。当棘爪11323与棘轮11322分开时，则棘轮11322可自由转动。在离合器机架11321上设置有拨杆11324与磁铁限位销11326，所述拨杆11324用于控制棘爪11323和棘轮11322啮合以及分开。所述磁铁限位销11326用于当拨杆11324抵向棘爪11323，棘爪11323向背离棘轮11322一侧离开棘轮11322时，由磁铁限位销11326限制棘爪11323脱离棘轮11322后的运动范围。

如图4所示，小腿助力装置113为无动力助力装置。患者在行走过程中，单个脚的运动状态可分为只支撑末期、摆动期、初期触地以及支撑初期。

当脚部处于支撑末期时，患者提起脚跟，趾着地状态，准备向前迈步时。此时由于患者脚跟到支撑架151之间的距离变短，使拉伸的弹性机构1131释放弹性助力，使患者提起脚跟时更为轻松，减轻患者膝盖负担。在这个阶段，

当脚部从支撑末期到摆动期时，患者抬起的腿，趾离地，脚部离地摆动。此时弹性机构1131为放松状态。

当脚部从摆动期到初步触地期时，患者离地摆动的脚，脚跟落地。此时由于患者脚跟到支撑架151之间的距离变长，弹性机构1131开始拉伸，储蓄弹力。

当脚部从初步触地期到支撑初期，患者脚跟落地后，脚底板111依次踩到地面。此时弹性机构1131拉伸到最大限度，为下一次患者提起脚跟提供助力。

在本实施例中，当脚部处于支撑末期，患者脚跟抬起时，小腿助力装置113为能量释放阶段，弹性机构1131势能释放，脚跟被力带动抬起。弹性机构1131的势能释放后，在弹簧作用下，棘轮11322顺时针旋转。滑轮11324回转到下拨杆11324与棘爪11323接触，在下拨杆11324作用下，棘爪11323回弹并与磁铁限位销11326接触，为下一次的拉绳11311下拉弹性机构1131储能做准备。拉伸绳受扭簧11325作用回收作用，回收到滑轮11324的固定槽上，离合器机构1132恢复到初始状态。当脚部从初步触地期到支撑初期时，小腿助力装置113为能量储存阶段，在拉绳11311下拉的储能阶段，滑轮11324组逆时针转动，拨杆11324与棘爪11323接触，棘爪11323跳转与棘轮11322啮合。当滑轮11324不再转动，拉绳11311停止伸长，此时弹性机构1131伸长，弹性机构1131的拉力增加，与小腿肌肉平行的弹性机构1131被拉伸到最大变形位置，开始储能。

在本实施例中，弹性机构1131可选择为弹簧或者其他可由自身形变而产生力的材料。

在本实施例中，小腿助力装置113采用轻质的碳纤维材质，利用小腿肌肉与跟腱的生物动力学特点，通过弹簧和特殊的棘齿结构吸收在此过程所浪费的能量并在合适的时候将其释放，从而使行走变得更有效率。

小腿助力装置113装置是基于人体以稳定的速度水平行走不需要能量输入这一理论。但人在实际行走过程中消耗的代谢能量，存在一部分用于恢复已经消散的能量。

在该过程中，根据能量守恒，肌肉消耗的能量一部分用来完成行走动作，另一部分用来等量的产生力，产生负功。这样增加了体重支持的能量成本，在肌腱伸展和后坐力作用的同时保持肌腱状态，使人体行走产生不必要的能量损耗。而所述机构中弹簧与使用者的小腿肌肉平行工作，卸载肌肉力量，从而减少腿部肌肉在抬腿收缩中消耗的代谢能量，机械离合器用于保持弹簧状态，取代肌腱部分工作，降低不必要的能量损耗。并配合弹簧，提高行走时的能量利用率，达到省力的效果。

如图1所示，数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部13与大腿支撑部12连接处的第一传感器16以及设置在小腿支撑部11的第二传感器17，用于采集与人体运动相关的步态数据以及行走数据。第一传感器16用于采集与人体运动相关的步态数据，而第二传感器17用于采集与人体运动相关的行走数据。

具体的，第一传感器16为陀螺仪和加速度计。陀螺仪和加速度计为集成在一起的一组人体运动感知传感器。在本实施例中，设置有多组陀螺仪和加速度分别设置在大腿外则的大腿支撑杆121与髋部支撑部13连接处以及患者背部，用于采集人体不同步态时的姿态数据，通过将采集的姿态数据进行融合可得到步态数据，所述步态数据包括患者行走时下肢角度。所述下肢角度分别为患者靠前一侧的大腿与人体重心线之间的夹角，患者靠后一侧的大腿与人体重心线之间的角度，患者大腿与小腿之间膝盖弯曲的角度。通过对陀螺仪和加速度计采集人体的姿态数据进行融合还可得到行走数据，所述行走数据包括患者在各步态下的行走速度以及加速度。

具体的，第二传感器17为压力传感器。所述压力传感器设置在小腿支撑部11的底板111上，与患者脚底接触，用于采集患者脚底的压力数据。通过对脚底压力数据的处理得知患者各腿受力情况后，判断患者行走时的身体状态。

如图1所示，数据采集装置还包括第三传感器18，用于采集与人体运动相关的行走数据。第三传感器18为肌电传感器，具体设置在支撑架151贴向患者皮肤一侧，用于采集肌肉数据，通过肌肉数据可得到患者运动时腿部肌肉的张紧状态。在本实施例中，由于在患者行走时，大腿以及小腿的受力状态各不相同，导致肌肉张紧状态各不相同，则在大腿和小腿的支撑架151上各设置有一个肌电传感器，采集在患者不同步态下各腿部肌肉状态数据。

在本实施例中，控制装置2设置在髋部支撑部13，用于接收各传感器采集到的步态数据以及行走数据。通过陀螺仪和加速度计采集得到步态数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，再根据各所述步态类型记录当前行走数据。

在本实施例中，控制装置2还包括通信模块，用于将各步态类型下记录的不同行走数据发送到服务器，患者家属以及医生可远程接收各行走数据，便于判断患者当前的身体状态。

在本实施例中，控制模块还根据陀螺仪和加速度计传输的大腿与小腿之间的角度数据相应的控制电磁锁的锁止以及断开，配合患者走路步态，在患者腿部支撑站立时，锁止电磁锁，使下肢外骨骼支撑装置1给患者腿部提供支撑力。在患者腿部摆动时，断开电磁锁，使大腿和小腿之间的角度可任意改变。

上述辅助运动系统，通过下肢外骨骼支撑装置1，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置1的数据采集装置和控制装置2，所述下肢外骨骼支撑装置1包括：小腿支撑部11，大腿支撑部12以及髋部支撑部，所述小腿支撑部11与大腿支撑部12活动连接，所述髋部支撑部与大腿支撑部12活动连接。数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部与大腿支撑部12连接处的第一传感16器16以及设置在小腿支撑部11的第二传感器17，用于采集与人体运动相关的步态数据以及行走数据。控制装置2设置在髋部支撑部，用于获取所述运动数据采集传感器采集的运动数据，并根据所述运动数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，再根据各所述步态类型记录当前行走数据。通过记录各步态类型下相应的行走数据，以便于判断患者当前身体状态，特别是膝盖状态。通过下肢外骨骼支撑装置1设置的小腿助力装置113113，在患者行走过程中提供抬起脚后跟时的助力，使患者行走更为轻松且减少膝盖的负担。通过设置在大腿支撑装置12以及小腿支撑装置13连接处的膝关节保持部14，当控制模块2根据接收到的步态数据控制膝关节保持部14使大腿支撑部12与小腿支撑部11保持预设的角度，这样当患者为站立状态时，膝关节保持部14使大腿支撑部12与小腿支撑部11锁止，给呈站立状态的患者提供助力，减小膝盖的受力。以便使患者膝盖受到良好的保护。

在一个实施例中，如图5所示，提供了一种用于上述辅助运动系统的下肢外骨骼控制方法，包括以下步骤：

步骤102，获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据。

在本实施例中，获取的步态数据以及行走数据均为设置在下肢外骨骼装置的上的各传感器采集。其中，行走数据包括：脚底压力数据，用于表示当处于不同步态类型时，双腿受力情况。行走加速度数据，用于表示当处于不同步态类型时，运动快慢情况。肌肉状态数据，用于表示当处于不同步态类型时，腿部肌肉张紧情况。行走时长，用于用于表示当处于不同步态类型时，运动量情况。其中，步态数据包括下肢角度。其中，步态数据包括患者下肢角度。

在本实施例中，脚底压力数据由压力传感器采集，通过脚底压力数据可获得患者双腿受力情况。通过双腿受力情况可确定患者当前为双腿支撑的站立状态还是单腿支撑的行走状态。还可通过患者双腿支撑时采集的压力数据，得到患者体重。

在本实施例中，肌肉状态数据由肌电传感器采集。通过肌肉状态可得到患者在运动过程中各肌肉张紧和松弛状态，以判断患者运动时的疲劳程度。

在本实施例中，患者行走时的速度以及行走加速度通过陀螺仪和加速度计将采集到的信息通过融合得到。通过患者行走时的速度以及加速度可得知患者在行走过程中是否为正常状态，如果速度比正常状态下慢，则可说明患者此时运动较为吃力。通过陀螺仪和加速度采集的信息通过融合还得以得到患者身高。

在本实施例中，通过各传感器接收采集到的数据，可容易得到患者行走时长，以判断患者的运动量情况。

在本实施例中，患者的下肢角度由陀螺仪和加速度计将采集到的信息通过融合得到。其中下肢角度具体为：在下肢行走状态时，将靠前端的大腿支撑部12与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第一角度；将靠后端的大腿支撑部12与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第二角度。并且将大腿支撑部12与小腿支撑部11之间的角度作为第三角度。

步骤104，根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型。

在本实施例中，通过陀螺仪和加速度计采集的步态数据以及步态分类规则，可以确定当前的步态类型，所述步态类型括平地步态，上下坡步态以及上下楼梯步态。

在步骤104中，根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，其中所述步态分类规则包括：若所述第一角度小于第一预设角度且所述第二角度大于第二预设角度，则确定步态类型为平地步态。若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态。

在本实施例中，当下肢在平地行走状态下时，第一角度与第二角度为差不多的大小，但是迈出的前腿与人体重心线之间的角度要稍大于靠后一侧的大腿人体重心线之间角度。当下肢在非平地行走状态下时，由于靠前一侧的大腿在向前迈进时，有一个向上的趋势，则需要向上抬起，则第一角度远大于第二角度。并且在平地行走状态下的第一角度要小于在非平地行走状态下的第一角度，故设置了阈值第一预设角度。当第一角度小于第一预设角度时，则说明患者在行走过程中，为正常抬腿；当第一角度大于第一预设角度时，侧说明患者在行走过程中，靠前一侧的大腿在抬腿时，抬腿较高为非平地行走。而在平地行走状态下的第二角度要大于在非平地行走状态下的第二角度，故设置阈值第二预设角度。当第二角度大于第二预设角度时，则说明患者重心正常为平地行走；当第二角度小于第二预设角度时，则说明患者重心后移，为非平地行走。

在本实施例中，非平地行步态包括上下坡步态和上下楼梯步态。当下肢在上下楼梯步态时，由于靠前一侧的大腿在向前迈进时，有一个向上的趋势，需要向上抬起，则此时的第一角度大于下肢在平地行走步态下的第一角度。而此时，由于人体重心后移，则此时第二角度小于下肢在平地行走步态下的第二角度。

当下肢在上下坡步态时，靠前一侧大腿在上抬时由于上抬的高度比上下楼梯步态时更高一些，靠前一侧的大腿与人体重心线之间的最大角度大于下肢在上下楼梯步态时，故设置阈值第三预设角度，当第一角度大于第三预设角度时，则为上下坡步态，当第一角度小于第三预设角度时，则为上下楼梯步态。由于下肢在上下坡步态时，人体上身向前倾，导致人体重心稍向前移，后一侧的大腿与人体重心线之间的最大角度大于下肢在上下楼梯步态时。故设置阈值第四预设角度，当第二角度大于第四预设角度时，则为上下坡步态。当第二角度小于第四预设角度时，则为上下楼梯步态。

在本实施例中，在行走状态下，靠前一侧的大腿与人体重心线之间的最大角度在平地行走步态时小于上下楼梯步态时小于上下坡步态，靠后一侧的大腿与人体重心线之间的最大角度在平地行走步态时大于上下坡步态时大于上下楼梯步态时。则第一预设角度小于第三预设角度；第二预设角度大于第四预设角度。当第一角度小于第一预设角度，且第二角度小于第二预设角度时为平地行走步态；当第一角度大于第一预设角度且小于第三预设角度，并且第一二角度小于第四预设角度时为上下楼梯步态；当第一角度大于第三预设角度，第二角度小于第二预设角度且大于第四预设角度时为上下坡步态。

在本实施例中，通过多次实验得到第三预设角度大于第一预设角度；第四预设角度小于第二预设角度。

步骤106，所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据。

在本实施例中，根据各步态类型，相应的记录当前的行走数据，得到患者在每个步态类型时的身体状态，便于对患者身体健康进行实时监控。

在下肢外骨骼控制方法中还包括：根据下肢角度以及预设锁止角度，调节膝关节电磁锁状态。其中下肢角度为大腿与小腿之间的膝关节弯曲的角度，也就是第三角度。若第三角度为所述预设锁止角度，则调节膝关节电磁状态为锁止状态，若第三角度不为所述预设锁止角度，则调节膝关节电磁锁状态为断开状态。

在本实施例中，所述预设锁止角度为0度或者180度。第三角度为0度或者180度时，此时下肢为站立状态，通过将电磁锁锁止，保持大腿与小腿之间角度不变，使下肢外骨骼装置在患者站立式给患者支撑力，从而使减轻患者站立时膝盖关节的沉重负担。当第三角度不为0度或者180度时，则说明大腿与小腿之间的膝关节呈现弯曲的状态，下肢呈摆动的状态，此时通过将电磁锁断开，使大腿与小腿之间的角度任意变化，从而使患者可以自由行走。

上述下肢外骨骼控制方法中，通过获取与人体相关的步态数据以及行走数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型。再根据各所述步态类型记录当前的行走数据。通过各步态类型下记录的患者当前行走数据可了解患者当前身体状态以及运动数据。

应该理解的是，虽然图5的流程图中的各个步骤按照箭头的指示依次显示，但是这些步骤并不是必然按照箭头指示的顺序依次执行。除非本文中有明确的说明，这些步骤的执行并没有严格的顺序限制，这些步骤可以以其它的顺序执行。而且，图5中的至少一部分步骤可以包括多个子步骤或者多个阶段，这些子步骤或者阶段并不必然是在同一时刻执行完成，而是可以在不同的时刻执行，这些子步骤或者阶段的执行顺序也不必然是依次进行，而是可以与其它步骤或者其它步骤的子步骤或者阶段的至少一部分轮流或者交替地执行。

在一个实施例中，如图6所示，提供了一种下肢外骨骼控制装置，包括：数据获取模块202、步态确定模块204和数据记录模块206，其中：

数据获取模块202，用于获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据；所述步态数据包括下肢角度；所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长。

步态确定模块204，用于根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型。

数据记录模块206，用于根据所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据。

关于下肢外骨骼控制装置的具体限定可以参见上文中对于下肢外骨骼控制方法的限定，在此不再赘述。上述下肢外骨骼控制装置中的各个模块可全部或部分通过软件、硬件及其组合来实现。上述各模块可以硬件形式内嵌于或独立于计算机设备中的处理器中，也可以以软件形式存储于计算机设备中的存储器中，以便于处理器调用执行以上各个模块对应的操作。

在一个实施例中，提供了一种计算机设备，该计算机设备可以是终端，其内部结构图可以如图7所示。该计算机设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器、网络接口、显示屏和输入装置。其中，该计算机设备的处理器用于提供计算和控制能力。该计算机设备的存储器包括非易失性存储介质、内存储器。该非易失性存储介质存储有操作系统和计算机程序。该内存储器为非易失性存储介质中的操作系统和计算机程序的运行提供环境。该计算机设备的网络接口用于与外部的终端通过网络连接通信。该计算机程序被处理器执行时以实现一种下肢外骨骼控制方法。该计算机设备的显示屏可以是液晶显示屏或者电子墨水显示屏，该计算机设备的输入装置可以是显示屏上覆盖的触摸层，也可以是计算机设备外壳上设置的按键、轨迹球或触控板，还可以是外接的键盘、触控板或鼠标等。

本领域技术人员可以理解，图6中示出的结构，仅仅是与本申请方案相关的部分结构的框图，并不构成对本申请方案所应用于其上的计算机设备的限定，具体的计算机设备可以包括比图中所示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者具有不同的部件布置。

在一个实施例中，提供了一种计算机设备，包括存储器和处理器，存储器中存储有计算机程序，该处理器执行计算机程序时实现以下步骤：

获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据；所述步态数据包括下肢角度；所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长；

根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型；

根据所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据。

在一个实施例中，处理器执行计算机程序时还实现以下步骤：

根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态。

在一个实施例中，处理器执行计算机程序时还实现以下步骤：

所述下肢角度包括：在行走状态时，将前端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第一角度；将后端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第二角度；并且将大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度作为第三角度。

在一个实施例中，处理器执行计算机程序时还实现以下步骤：

若所述第一角度小于第一预设角度且所述第二角度大于第二预设角度，则确定步态类型为平地步态；

若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态。

在一个实施例中，处理器执行计算机程序时还实现以下步骤：

第三预设角度大于第一预设角度；第四预设角度小于第二预设角度；

若第一角度大于第三预设角度且第二角度大于第四预设角度，则确定行走类型为上下坡步态；

若第一角度小于第三预设角度且第二角度小于第四预设角度；则确定行走类型为上下楼梯步态。

在一个实施例中，处理器执行计算机程序时还实现以下步骤：

若所述第三角度为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至锁止状态；

若所述第三角度不为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至断开状态。

在一个实施例中，提供了一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，计算机程序被处理器执行时实现以下步骤：

获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据；所述步态数据包括下肢角度；所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长。

根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型。

根据所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据。

在一个实施例中，计算机程序被处理器执行时还实现以下步骤：

根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态。

在一个实施例中，计算机程序被处理器执行时还实现以下步骤：

所述下肢角度包括：在行走状态时，将前端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第一角度；将后端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度，并将其作为第二角度；并且将大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度作为第三角度。

在一个实施例中，计算机程序被处理器执行时还实现以下步骤：

若所述第一角度小于第一预设角度且所述第二角度大于第二预设角度，则确定步态类型为平地步态；

若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态。

在一个实施例中，计算机程序被处理器执行时还实现以下步骤：

第三预设角度大于第一预设角度；第四预设角度小于第二预设角度；

若第一角度大于第三预设角度且第二角度大于第四预设角度，则确定行走类型为上下坡步态；

若第一角度小于第三预设角度且第二角度小于第四预设角度；则确定行走类型为上下楼梯步态。

在一个实施例中，计算机程序被处理器执行时还实现以下步骤：

若所述第三角度为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至锁止状态；

若所述第三角度不为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至断开状态。

本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的计算机程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该计算机程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本申请所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(ROM)、可编程ROM(PROM)、电可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(RAM)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，RAM以多种形式可得，诸如静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)、同步DRAM(SDRAM)、双数据率SDRAM(DDRSDRAM)、增强型SDRAM(ESDRAM)、同步链路(Synchlink)DRAM(SLDRAM)、存储器总线(Rambus)直接RAM(RDRAM)、直接存储器总线动态RAM(DRDRAM)、以及存储器总线动态RAM(RDRAM)等。

以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本申请的保护范围。因此，本申请专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (9)

1.一种辅助运动系统，其特征在于，所述辅助运动系统包括：下肢外骨骼支撑装置，以及设置在所述下肢外骨骼支撑装置的数据采集装置和控制装置；

所述下肢外骨骼支撑装置包括：小腿支撑部，大腿支撑部以及髋部支撑部，所述小腿支撑部与大腿支撑部活动连接，所述髋部支撑部与大腿支撑部活动连接；所述小腿支撑部包括底板、底板两侧的小腿支撑杆以及连接各所述小腿支撑杆与底板之间的小腿助力装置；在小腿两侧的小腿支撑杆之间和大腿两侧的大腿支撑杆之间分别设置有固定部，所述固定部包括支撑架；

所述数据采集装置包括设置在所述髋部支撑部与大腿支撑部连接处的第一传感器以及设置在支撑架贴向患者皮肤一侧的第三传感器，所述数据采集装置还包括设置底板上的第二传感器，其中，第一传感器用于采集与人体运动相关的步态数据，所述步态数据包括下肢角度；同时所述第一传感器、所述第二传感器以及所述第三传感器用于采集与人体运动相关的行走数据，所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长；

所述控制装置设置在髋部支撑部，用于获取所述数据采集装置采集的步态数据以及行走数据，并根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前步态类型，再根据各所述步态类型记录相应步态类型下的行走数据，得到患者在每个步态类型时的身体状态，便于对患者身体健康进行实时监控。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述下肢外骨骼支撑装置还包括膝关节保持部，所述膝关节保持部设置于所述小腿支撑部与大腿支撑部之间，用于保持所述大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度。

3.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，所述小腿助力装置包括弹性机构以及离合器机构，所述离合器机构连接于两个小腿支撑杆之间，所述弹性机构的一端与所述离合器机构连接，所述弹性机构的另一端与所述底板连接；通过所述弹性机构以及离合器机构的配合在人体运动时提供助力。

4.一种下肢外骨骼控制方法，应用于所述权利要求1-3任一项的辅助运动系统，其特征在于，所述方法包括：

获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据；所述步态数据包括下肢角度；所述行走数据包括脚底压力数据、加速度数据、肌肉状态数据以及行走时长；

根据所述步态数据以及步态分类规则，确定当前的步态类型；

根据所述步态类型，记录相应步态类型下的行走数据，得到患者在每个步态类型时的身体状态，便于对患者身体健康进行实时监控。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述获取与人体运动相关的步态数据以及行走数据之后包括：

根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，

所述下肢角度包括：在行走状态时，将前端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度作为第一角度；将后端的大腿支撑部与人体重心线之间夹角的最大角度作为第二角度；并且将大腿支撑部与小腿支撑部之间的角度作为第三角度。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述步态分类规则包括：

若所述第一角度小于第一预设角度且所述第二角度大于第二预设角度，则确定步态类型为平地步态；

若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态。

8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述若所述第一角度大于第一预设角度且所述第二角度小于第二预设角度，则确定步态类型为非平地步态包括：第三预设角度大于第一预设角度；第四预设角度小于第二预设角度；

若第一角度大于第三预设角度且第二角度大于第四预设角度，则确定行走类型为上下坡步态；

若第一角度小于第三预设角度且第二角度小于第四预设角度；则确定行走类型为上下楼梯步态。

9.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述根据所述下肢角度以及预设保持角度，调节膝关节保持部状态包括：

若所述第三角度为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至锁止状态；

若所述第三角度不为所述预设保持角度，则调节膝关节保持部状态至断开状态。

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