CN111375128B - 一种基于功能性肌肉电刺激助行方法及装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种基于功能性肌肉电刺激助行方法和装置，该方法包括：在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；根据所述待测运动曲线得到刺激信号；在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号。本发明基于功能性肌肉电刺激助行方法通过对腿部运动信息的采集，从而获得对应的刺激信号，并根据所述刺激信号在运动时对腿部进行肌电信号刺激，从而调整腿部的肌肉收缩状态，以使受伤的腿部的肌肉收缩状态符合正常腿部的肌肉收缩状态，通过这种方式使得受伤的腿部的肌肉不断的获得正向刺激，从而达到治疗的目的。

Description

一种基于功能性肌肉电刺激助行方法及装置

技术领域

本发明属于医疗设备领域，具体涉及一种基于功能性肌肉电刺激助行方法及装置。

背景技术

人体下肢具有支撑人体和走路的功能，对于患有下肢行走功能障碍的患者来说，患者行走运动功能受限，严重者甚至无法完成正常行走。

目前的非手术矫正方法包括矫正仪器、绑腿、锻炼等物理外力校正方法，而采用外力校正可能会对浅表血管和神经造成不同程度的伤害，并且如果使用者平时不注意行走姿态，依然难以到达预期效果，其次，外力矫正所需时间较长，使得治疗周期加大。

发明内容

为了解决现有技术中存在的上述问题，本发明提供了一种基于功能性肌肉电刺激助行方法及装置。本发明要解决的技术问题通过以下技术方案实现：

一种基于功能性肌肉电刺激助行方法，包括：

在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；

根据所述待测运动曲线得到刺激信号；

在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号。

在一个具体实施方式中，向所述待测体施加所述刺激信号，包括：

判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态一致时，则向所述待测体施加所述刺激信号。

在一个具体实施方式中，向所述待测体施加所述刺激信号之后，包括：

判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态不一致时，则停止向所述待测体施加所述刺激信号，并获取该当前运动状态对应的刺激信号。

在一个具体实施方式中，获取待测体预设运动状态的腿部运动信号，生成对应的待测运动曲线，包括：

以第一预设频率采集所述采集待测体预设运动状态的腿部振动信号，并获取所述腿部振动信号对应的腿部姿态信息；

根据所述腿部振动信号和所述腿部姿态信息生成所述腿部运动信息；

根据所述第一预设时间和所述腿部运动信息生成所述待测运动曲线。

在一个具体实施方式中，根据所述待测运动曲线得到刺激信号，包括：

获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线；

根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线；

以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号。

在一个具体实施方式中，所述第一预设频率等于所述第二预设频率。

本发明同时提供了一种基于功能性肌肉电刺激助行装置，包括：

数据采集模块，用于在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；

数据处理模块，用于根据所述待测运动曲线得到刺激信号；

信号刺激模块，用于在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号。

在一个具体实施方式中，所述信号刺激模块具体用于：当判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态一致时，向所述待测体施加所述刺激信号。

在一个具体实施方式中，所述数据采集模块包括：

信号采集单元，用于以第一预设频率采集所述采集待测体预设运动状态的腿部振动信号，并获取所述腿部振动信号对应的腿部姿态信息；

运动信息生成单元，用于根据所述腿部振动信号和所述腿部姿态信息生成所述腿部运动信息；

运动曲线生成单元，用于根据所述第一预设时间和所述腿部运动信息生成所述待测运动曲线。

在一个具体实施方式中，所述数据处理模块包括：

标准曲线获取单元，获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线；

刺激曲线生成单元，根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线；

刺激信号生成单元，用于以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号。

与现有技术相比，本发明的有益效果：

1、本发明的基于功能性肌肉电刺激助行方法通过对腿部运动信息的采集，从而获得对应的刺激信号，并根据所述刺激信号在运动时对腿部进行肌电信号刺激，从而调整腿部的肌肉收缩状态，以使受伤的腿部的肌肉收缩状态符合正常腿部的肌肉收缩状态，通过这种方式使得受伤的腿部的肌肉不断的获得正向刺激，从而达到治疗的目的。

2、本发明的基于功能性肌肉电刺激助行方法在向待测体腿部施加刺激信号之前先判断该刺激信号是否与当前运动状态匹配，避免了由于使用者运动状态的改变而导致刺激信号与运动状态不匹配带来的负面影响。

3、本发明的基于功能性肌肉电刺激助行方法在向待测体腿部施加刺激信号之后同持续监测使用者的即时运动状态，若不匹配，则停止向所述待测体施加所述刺激信号，并重新获取该运动状态下的刺激信号，即时的调整刺激策略。

附图说明

图1为本发明实施例提供的一种基于功能性肌肉电刺激助行方法流程图；

图2为本发明实施例提供的一种基于功能性肌肉电刺激助行结构模块框图。

具体实施方式

下面结合具体实施例对本发明做进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。

实施例一

请参见图1，图1为本发明实施例提供的一种基于功能性肌肉电刺激助行方法流程图，包括：

S1、在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；

S2、根据所述待测运动曲线得到刺激信号；

S3、在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号。

首先，需要说明的是待测体可以是人体或者动物体，本实施例均以待测体为人体进行说明，预设运动状态包括步行状态、跑步状态、跳跃状态等，由于本实施例需要在人体处于运动状态下进行校正，因此不管是肌电信号采集或者是肌电信号的刺激均需要在运动状态下才能完成。其中，腿部运动信息包括膝关节运动信息、大腿运动信息、小腿运动信息等，采集的位置不同，其肌电信号也是不同的，对应的刺激信号也是不同的，本实施将对应进行说明。

在一个示例中，以人体运动下的膝关节运动信息的采集进行说明。

在第一预设时间内，获取待测体步行状态的膝关节运动信息，其中，上述膝关节运动信息包括膝关节振动信号的特征信息和上述膝关节的姿态信息，上述膝关节振动信号的特征信息是基于膝关节产生的膝关节振动信号生成的。第一预设时间为上述信号的采集时间，进一步地，采集时间最好是完成一次动作的周期的倍数，例如在步行状态下，完成一次左右腿交换行进大概为1-2次/s，在跑步状态下，完成一次左右腿交换行进大概为2-3次/s，因此，以倍率为30为例，在步行状态下，第一预设时间可以是15-30秒，在跑步状态下，第一预设时间可以是10-15秒。

需要说明的是，膝关节振动信号是膝关节在伸展和弯曲运动时髌骨中部产生的振动信号。人体在运动时，膝关节也处于运动状态，随着人体姿势以及运动速度的不同，膝关节中各骨骼的结合方式以及各骨骼的受压程度也不同，可以理解的，在人体运动状态下的膝关节的状态与在人体平躺或坐姿势等静止状态下的膝关节的状态不同。

此外，由于在通常情况下，膝关节振动信号可以包括一个测量时段内的膝关节振动信号，那么，可以基于上述一个测量时段内膝关节的关节角度和加速度，计算关节角度的特征值和加速度的特征值，使得计算出的关节角度的特征值和加速度的特征值能够体现在上述一个预设的测量时段内的膝关节的姿态变化情况。那么，为了提高最终确定的膝关节受损程度的准确性，可以将上述关节角度的特征值和上述加速度的特征值作为膝关节的姿态信息。

比如，从上述一个预设的测量时段内膝关节的关节角度中随机获取一个关节角度作为关节角度的特征值，以及从上述一个预设的测量时段内膝关节的加速度中随机获取一个加速度作为加速度的特征值。又比如，可以将一个预设的测量时段内的膝关节的关节角度的均值作为关节角度的特征值，以及将一个预设的测量时段内的膝关节的关节加速度的均值作为加速度的特征值。再比如，可以将一个预设的测量时段内的膝关节的关节角度的方差值作为关节角度的特征值，以及将一个预设的测量时段内的膝关节的关节加速度的方差值作为加速度的特征值。

当然，可以根据实际情况，可以基于一个预设的测量时段内膝关节的关节角度和加速度，计算关节角度和加速度的极差值、均方差值等统计学中的特征值作为关节角度的特征值和加速度的特征值。

此外，由于人体的高度不同，为了避免由于人体的高度不同而导致的误差，可以将人体身高与膝关节距离地面的高度之比作为膝关节距离地面的高度的特征值。那么，上述膝关节的姿态信息还可以包括膝关节距离地面的高度的特征值。

同时，由于处于运动状态的受损的膝关节所产生的膝关节振动信号，与处于运动状态的未受损的膝关节所产生的膝关节振动信号之间的差异较大，而基于膝关节产生的膝关节振动信号生成的膝关节振动信号的特征信息，能够直观准确的体现膝关节振动信号的特点。

此外，在获取膝关节振动信号的同时，还可以获取膝关节的姿态信息，膝关节的姿态信息可以基于膝关节的速度、加速度、膝关节的关节角度、膝关节距离地面的高度等能够体现膝关节姿态的信息生成。

具体的，由于膝关节的速度、加速度、膝关节的关节角度等对膝关节中各骨骼的结合方式以及各骨骼的受压程度有较大影响，以及当人体从高度落下时(也就是本实施例中所说的跳跃状态)，会对膝关节产生较大的瞬时压力，因此，当膝关节的姿态不同时，膝关节产生的膝关节振动信号也有较大区别。

综上，相比在人体静止状态下评估得到的膝关节的受损程度，通过膝关节运动信息，能够更加准确的体现运动状态下的膝关节的受损程度，以此，获取到比较可靠的膝关节运动信息，根据该膝关节运动信息绘制运动曲线，运动曲线是指膝关节振动信号，具体的，膝关节振动信号的特征信息可以是膝关节振动信号在时域和/或频域中的特征值，比如，膝关节振动信号在时域中的特征值可以为均方根、峰度、偏度等，膝关节振动信号在频域中的特征值可以为频谱、能量谱、均值频率、功率谱平均值等，膝关节振动信号在时频域中的特征值可以为小波包变换系数等。

腿部运动信号也可以包括大腿运动信号、小腿运动信号，其整体处理过程和原理与膝关节过程类似，这里仅简单进行一些示例性的描述。大腿运动信号可以包括大腿的姿态信息、大腿距离地面的高度等能够体现大腿的运动状态的信息，小腿运动信号可以包括小腿的姿态信息、小腿距离地面的高度等能够体现小腿的运动状态的信息，可以基于大腿运动信号和小腿运动信号得到姿态信息的特征信息。

比如，从上述一个预设的测量时段内获取到的大腿运动信号和小腿运动信号中，随机获取一组大腿运动信号和小腿运动信号，基于上述随机获取的一组大腿运动信号和小腿运动信号。

在一个具体实施方式中，获取待测体预设运动状态的腿部运动信号，生成对应的待测运动曲线，包括：

以第一预设频率采集所述采集待测体预设运动状态的腿部振动信号，并获取所述腿部振动信号对应的腿部姿态信息；

根据所述腿部振动信号和所述腿部姿态信息生成所述腿部运动信息；

根据所述第一预设时间和所述腿部运动信息生成所述待测运动曲线。

第一预设频率即为信号采集频率，由于采集的信号的准确度影响后续加载刺激信号的准确度，因此第一预设频率应该越大越好，以便能够绘制得到比较精确的运动曲线。然而，在应用场景中，采集频率太大，则对应的数据处理时间也就越长，这就导致实时性无法保证，影响刺激信号的生成，这里，第一预设频率可以设置为5Hz-12Hz，具体的，为了获得更好的效果，可以根据预设运动状态来确定信号的采集频率，例如，当人体在跳跃状态时，可以适当降低采集频率，而当人体在跑步状态时，则适当的提高采集频率。因此，获取到的预设的运动时间段内连续的膝关节振动信号能够更加准确的体现膝关节的受损程度，并基于上述膝关节振动信号，可以提高最终确定的膝关节的受损程度的准确性。

本实施例的方法通过对腿部运动信息的采集，从而获得对应的刺激信号，并根据所述刺激信号在运动时对腿部进行肌电信号刺激，从而调整腿部的肌肉收缩状态，以使受伤的腿部的肌肉收缩状态符合正常腿部的肌肉收缩状态，通过这种方式使得受伤的腿部的肌肉不断的获得正向刺激，从而达到治疗的目的。

在一个具体实施方式中，向所述待测体施加所述刺激信号，包括：

判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态一致时，则向所述待测体施加所述刺激信号。

当前运动状态即为施加刺激信号前一刻的状态，也就是经过了对预设运动状态的腿部运动信息的获取、待测运动曲线的生成，以及最终经过处理得到了刺激信号之前的时刻，接下来就是要根据该刺激信号去刺激腿部肌肉。

如前所述，上述刺激信号的生成是需要一定的时间来完成，因此当要进行刺激的时候，有可能使用者已经改变了另一种运动状态，例如从步行状态变成了跑步状态，因此如果还以步行状态得到的刺激信号去刺激腿部肌肉的话，这与使用者的运动状态时不匹配的，甚至有可能给使用者带来负面影响，刺激信号与腿部肌肉的收缩状态不一致，导致使用者的肌肉受到损伤。本实施例的方法在向待测体腿部施加刺激信号之前先判断该刺激信号是否与当前运动状态匹配，避免了由于使用者运动状态的改变而导致刺激信号与运动状态不匹配带来的负面影响。

例如，使用者开始行走，则采集该用户步行状态下的腿部运动信息，并生成在行走状态下的刺激信号，这个过程花费了20s的时间，与此同时，使用者接到了一个紧急电话，使用者此时停止了步行，而此时如果还向使用者去施加刺激信号的话，这时的运动状态与刺激信号是不匹配的，用户肌肉受到了错误的刺激，反而引起异常情况的发生。

鉴于此，优选的，在生成刺激信号之后，向使用者施加刺激信号之前，预留一定时间间隔(例如1-2s)，来判断用户当前运动状态是否与所述预设运动状态一致，以避免意外情况的发生。

在一个具体实施方式中，在第二时刻，向所述待测体施加所述刺激信号之后，包括：

判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态不一致时，则停止向所述待测体施加所述刺激信号，并获取该当前运动状态对应的刺激信号。

同样的，用户在运动的时候，其运动状态可能会随着运动时间的改变而改变，例如，使用者开始行走，则采集该用户步行状态下的腿部运动信息，并生成在行走状态下的刺激信号，在施加刺激信号之前判断出使用者的运动状态未改变，因此对应的施加行走状态下的刺激信号到使用者的腿部肌肉，持续了一段时间后，使用者想快速前进，因此，使用者的当前运动状态由步行状态变为了跑步状态，而此时如果还向使用者去施加行走状态下的刺激信号的话，这时的运动状态与刺激信号是不匹配的，用户肌肉受到了错误的刺激，引起异常情况的发生。

鉴于此，在施加刺激信号的同时，需要不断检测使用者的运动状态是否有变化，如果发生了变化，则需要停止向使用者施加该刺激信号，而对应的，应该重新采集使用者当前运动状态对应的刺激信号，并重新进行判断。而为了能够即时的获取使用者当前运动状态信息，则需要较高频率的检测，例如1-3Hz。这里需要说明的是，使用者当前运动状态的判断还是根据其运动状态下的腿部运动信息去判断，将其与预先设定的标准库信息进行比较得出。

本实施例的方法在向待测体腿部施加刺激信号之后同持续监测使用者的即时运动状态，若不匹配，则停止向所述待测体施加所述刺激信号，并重新获取该运动状态下的刺激信号，即时的调整刺激策略。

在一个具体实施方式中，根据所述待测运动曲线得到刺激信号，包括：

获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线；

根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线；

以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号。这里所说的标准运动曲线是指该患者正常情况的运动曲线，是根据患者自身信息生成的标准运动曲线。获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线，即表示，如果预设运动状态为步行状态，则调用步行状态对应的标准运动曲线进行后续计算。

根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线就是通过两者的对比，从而进行补偿，使肌肉接收到的刺激为正常水平，通过重复性的训练，使得肌电信号逐渐趋于正常，同时是患者能够更加容易行走或跑动。

以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号。对于信号的处理过程为现有成熟技术在此不再赘述，但是上述提到的第二预设频率是需要进行特定的选取，以便符合运动状态，达到更好的刺激效果，在本实施例中提到第一预设频率可以设置为5Hz-12Hz，这个频率取值是根据人体运动的特性得到的，对应的，第二预设频率也要参考该频率而设置，优选的，在跑步状态下，第二预设频率可以设置为5Hz-10Hz，在步行状态下，第二预设频率可以设置为3Hz-5Hz，在跳跃状态下，第二预设频率可以设置为1Hz-3Hz，具体设置数值可以根据具体的运动频率而确定。

优选的，所述第一预设频率等于所述第二预设频率。由于第一预设频率较高，可能会影响数据采集时间，但由于第一预设频率等于所述第二预设频率，在数据处理阶段又能够简化数据处理过程，节省处理时间，整体而言，即提高了精准度，又使得整体时间并未增加，从而可以作为一种较佳的实施方式。

请参见图2，本实施例同时提供了一种基于功能性肌肉电刺激助行装置，包括：

数据采集模块1，用于在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；

数据处理模块2，用于根据所述待测运动曲线得到刺激信号；

信号刺激模块3，用于在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号。

数据采集模块由一系列传感器组成。这里同样以膝关节运动信息进行举例说明。数据采集模块可以包括加速度传感器、声学传感器、陀螺仪等，当然，也可以是其他传感器，只要能够得到上述对应的测量数据即可。

上述传感器设置在对应需要采集的部位处，例如，要采集膝关节信号，则放置在膝关节附近处，以采集所述膝关节振动信号、膝关节姿态信号；要采集大腿信号，则放置在大腿附近处，以采集所述大腿振动信号、大腿姿态信号；要采集小腿信号，则放置在小腿附近处，以采集所述小腿振动信号、小腿姿态信号。

具体的，膝关节振动信号的特征信息可以是膝关节振动信号在时域和/或频域中的特征值，比如，膝关节振动信号在时域中的特征值可以为均方根、峰度、偏度等，膝关节振动信号在频域中的特征值可以为频谱、能量谱、均值频率、功率谱平均值等，膝关节振动信号在时频域中的特征值可以为小波包变换系数等。这样，膝关节振动信号的特征信息均能够从时域和/或频域直观体现膝关节振动信号的特点。

膝关节的姿态信息的特征信息可以包括膝关节的关节角度和膝关节距离地面的高度。可以将上述预设的测量时间段内计算得到的膝关节的关节角度的极差值作为姿态信息的特征信息，也可以将上述预设的测量时间段内计算得到的膝关节距离地面的高度的极值差作为姿态信息的特征信息。

数据处理模块可以是能够接受并处理上述数据的处理器，例如MCU、FPGA等微型处理器，值得一提的是，这种处理器一般也都具有数据存储功能的存储单元、数据接收或发送的功能的通信单元，一般不需要额外增加存储器或者通信模块，上述数据采集模块采集的所有数据都发送到处理器中进行存储和处理，此外，存储单元中还存储一些预先设定的数据，例如各类标准运动曲线数据。

膝关节运动信息可以包括膝关节振动信号的特征信息和姿态信息的特征信息，而通常情况下，膝关节振动信号的特征信息可以基于一个预设的测量时段内的振动信号来生成，姿态信息的特征信息也可以基于一个预设的测量时段内的大腿运动信号和小腿运动信号来生成。需要说明的是，上述方法中处理的数据长度为第一预设时间，因此，可以由存储单元或者存储器存储该第一预设时间内获取到的振动信号、大腿运动信号和小腿运动信号等，以便对应的去进行处理，生成对应的运动信息。

信号刺激模块可以是肌电刺激脉冲仪，其接受数据处理模块发送的刺激信号，生成对应的电流/电压脉冲信号去刺激对应部位(膝关节、大腿、小腿等部位)的肌肉。

一种实现方式中，还包括：电池模块；所述电池模块分别与所述数据采集模块、所述数据处理模块、信号刺激模块电连接。

所述电池模块，用于为所述数据采集模块、所述数据处理模块、肌电刺激脉冲仪提供电能，以保证各模块能够正常工作。

在一个具体实施方式中，所述信号刺激模块具体用于：当判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态一致时，向所述待测体施加所述刺激信号，该控制中，上述判断过程可以通过独立的刺激控制模块进行控制，也可以作为数据处理模块中的一个子模块来实现其功能。

同样以一个示例进行说明，数据采集模块首先采集得到腿部运动信息，之后发送该腿部运动信息到数据处理模块，数据处理模块生成对应于该运动状态的刺激信号，此时，刺激信号尚未发送给信号刺激模块，同时，刺激控制模块再次接收数据采集模块采集到的最新的腿部运动信息，判断该最新的腿部运动信息是否与尚未发送给信号刺激模块的刺激信号对应的运动状态是否一致，如果一致，则控制数据处理模块发送刺激信号到信号刺激模块进行刺激，如果不一致，则控制数据处理模块不发送刺激信号到信号刺激模块，同时发送重新采集信号到数据采集模块，进行下一轮处理。

上述刺激信号的生成是需要一定的时间来完成，因此当要进行刺激的时候，有可能使用者已经改变了另一种运动状态，例如从步行状态变成了跑步状态，因此如果还以步行状态得到的刺激信号去刺激腿部肌肉的话，这与使用者的运动状态时不匹配的，甚至有可能给使用者带来负面影响，刺激信号与腿部肌肉的收缩状态不一致，导致使用者的肌肉收到损伤。本实施例的装置在向待测体腿部施加刺激信号之前先判断该刺激信号是否与当前运动状态匹配，避免了由于使用者运动状态的改变而导致刺激信号与运动状态不匹配带来的负面影响。

当然，如果在刺激状态下，刺激控制模块同样需要判断当前运动状态是否与刺激信号对应的运动状态是否匹配。

在一个具体实施方式中，所述数据采集模块包括：

信号采集单元，用于以第一预设频率采集所述采集待测体预设运动状态的腿部振动信号，并获取所述腿部振动信号对应的腿部姿态信息；

运动信息生成单元，用于根据所述腿部振动信号和所述腿部姿态信息生成所述腿部运动信息；

运动曲线生成单元，用于根据所述第一预设时间和所述腿部运动信息生成所述待测运动曲线。

在一个具体实施方式中，所述数据处理模块包括：

标准曲线获取单元，获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线；

刺激曲线生成单元，根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线；

刺激信号生成单元，用于以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号。

上述单元为其对应模块的处理子逻辑，再次不再赘述。

本实施例所述的功能如果以软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算设备可读取存储介质中。基于这样的理解，本发明实施例对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的部分可以以软件产品的形式体现出来，该软件产品存储在一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台计算设备(可以是个人计算机，服务器，移动计算设备或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器(ROM，Read-Only Memory)、随机存取存储器(RAM，Random Access Memory)、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。

Claims (3)

1.一种基于腿部运动信息采集的功能性肌肉电刺激助行装置，其特征在于，包括：

数据采集模块，用于在第一预设时间内，获取待测体预设运动状态的腿部运动信息，生成对应的待测运动曲线；腿部运动信息对应信号的采集频率为第一预设频率，第一预设频率根据预设运动状态确定；所述预设运动状态包括步行状态、跑步状态、跳跃状态；所述腿部运动信息包括膝关节运动信息；所述膝关节运动信息包括膝关节振动信号的特征信息和膝关节的姿态信息；膝关节振动信号的特征信息是基于膝关节产生的膝关节振动信号生成的；膝关节振动信号是膝关节在伸展和弯曲运动时髌骨中部产生的振动信号；膝关节振动信号的特征信息包括膝关节振动信号在时域和/或频域中的特征值，在时域中的特征值包括均方根、峰度、偏度，在频域中的特征值包括频谱、能量谱、均值频率、功率谱平均值，在时频域中的特征值包括小波包变换系数；膝关节的姿态信息包括关节角度的特征值、加速度的特征值和膝关节距离地面的高度的特征值；待测运动曲线是根据膝关节运动信息绘制的；所述数据采集模块包括加速度传感器、声学传感器、陀螺仪；

数据处理模块，用于根据所述待测运动曲线得到刺激信号；所述数据处理模块包括：标准曲线获取单元，获取预设运动状态下所述第一预设时间对应的标准运动曲线；刺激曲线生成单元，根据所述标准运动曲线和所述待测运动曲线得到刺激曲线，是通过两者的对比，从而进行补偿，使肌肉接收到的刺激为正常水平；刺激信号生成单元，用于以第二预设频率的脉冲信号对所述刺激曲线进行量化，得到所述刺激信号；其中，标准运动曲线是指该待测体正常情况的运动曲线；第二预设频率参考第一预设频率并根据具体的运动频率而确定；

信号刺激模块，用于在第二时刻，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号；其中，向所述待测体腿部对应位置施加所述刺激信号之后持续监测使用者的即时运动状态，若判断即时运动状态与所述刺激信号不匹配，则停止向所述待测体施加所述刺激信号，并重新获取当前运动状态下的刺激信号，实现运动状态切换时即时调整刺激策略。

2.根据权利要求1所述的基于腿部运动信息采集的功能性肌肉电刺激助行装置，其特征在于，所述信号刺激模块具体用于：当判断所述待测体当前运动状态与所述预设运动状态一致时，向所述待测体施加所述刺激信号。

3.根据权利要求1所述的基于腿部运动信息采集的功能性肌肉电刺激助行装置，其特征在于，所述数据采集模块包括：

信号采集单元，用于以第一预设频率采集所述采集待测体预设运动状态的腿部振动信号，并获取所述腿部振动信号对应的腿部姿态信息；

运动信息生成单元，用于根据所述腿部振动信号和所述腿部姿态信息生成所述腿部运动信息；

运动曲线生成单元，用于根据所述第一预设时间和所述腿部运动信息生成所述待测运动曲线。