本發(fā)明涉及下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)控制技術(shù)，特別涉及一種主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練模式下，下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度自適應(yīng)控制方法。

背景技術(shù)：

近年來，脊椎損傷、腦卒中風(fēng)等中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病引起的下肢運(yùn)動(dòng)功能障礙患者呈急劇增加的趨勢，嚴(yán)重危害著人類的健康。隨著社會(huì)的發(fā)展和人民醫(yī)療、生活水平的提高，殘疾人的健康引起了全社會(huì)的關(guān)注。減重步行訓(xùn)練是針對(duì)該類疾病患者步行康復(fù)治療的重要手段之一，已有大量的臨床研究證實(shí)了其有效性。目前國內(nèi)外有許多研究人員在開展康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)的研究工作，但傳統(tǒng)的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)，訓(xùn)練動(dòng)作種類比較少，動(dòng)作范圍具有局限性，運(yùn)動(dòng)幅度較小，多數(shù)忽略了患者下肢的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)意圖，不利于激發(fā)患者的主動(dòng)意識(shí)及參與康復(fù)訓(xùn)練的興趣，很難達(dá)到理想的康復(fù)訓(xùn)練要求。

近年來，國內(nèi)外的研究機(jī)構(gòu)研制了各種類型的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)，其中患者參與的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練模式已成為主要趨勢和人們的普遍共識(shí)。申請(qǐng)?zhí)枮?01010561379.5的中國專利文獻(xiàn)公開了一種下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)控制方法，以人機(jī)交互力，通過阻抗控制方式實(shí)現(xiàn)一定程度的主動(dòng)柔順康復(fù)控制。能夠提高患者主動(dòng)參與康復(fù)訓(xùn)練的程度，但沒有實(shí)現(xiàn)康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制。目前在步行康復(fù)訓(xùn)練過程中使用的跑步機(jī)大都是基于一個(gè)恒定的速度，這與人在自然行走中速度不斷變化的規(guī)律是不相符的，尤其是在主動(dòng)訓(xùn)練模式下，需要根據(jù)患者意愿實(shí)時(shí)調(diào)整步態(tài)速度。申請(qǐng)?zhí)枮?01510070183.9的中國專利文獻(xiàn)公開了一種下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)，在主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過程中，利用拉壓力傳感器實(shí)時(shí)采集患者的主動(dòng)作用力，即患者髖關(guān)節(jié)固定約束處的受力值，由此受力值判斷跑步機(jī)對(duì)應(yīng)的加速或減速動(dòng)作，根據(jù)患者在跑步機(jī)上產(chǎn)生加減速的運(yùn)動(dòng)趨勢，跑步機(jī)不斷自主地調(diào)節(jié)速度，實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制。但該方法約束住了人體正常步態(tài)而且需要附加一套力裝置；影響了康復(fù)訓(xùn)練控制的精度，而且，力測量裝置安裝使用不便，也增加了控制系統(tǒng)的成本。Minetti等人通過超聲波傳感器檢測人的位移，不斷計(jì)算和控制跑步機(jī)的速度，實(shí)現(xiàn)了下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制。但該方法在跑步機(jī)位移大時(shí)調(diào)速明顯，位移小時(shí)不明顯；不利于跑步機(jī)實(shí)時(shí)的速度自適應(yīng)跟隨控制。以上方法沒有從患者的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)意圖出發(fā)，實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度對(duì)患者主動(dòng)運(yùn)動(dòng)的自適應(yīng)跟隨控制。最終實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度與患者期望速度的實(shí)時(shí)同步匹配；實(shí)現(xiàn)患者主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

針對(duì)背景技術(shù)所指出的下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)模式下，其配套的跑步機(jī)速度跟隨控制存在的問題，本發(fā)明的目的在于提供一種能夠?qū)崟r(shí)預(yù)測患者在康復(fù)過程中下肢步態(tài)運(yùn)動(dòng)速度、并據(jù)此進(jìn)行跑步機(jī)速度實(shí)時(shí)同步跟隨的主動(dòng)自適應(yīng)控制方法。

本發(fā)明采用如下技術(shù)方案予以實(shí)現(xiàn)的：

一種基于肌電的下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度自適應(yīng)控制方法，包括下述步驟：

(1)分別實(shí)時(shí)采集患者左、右大腿骨外側(cè)肌、骨直肌和股二頭肌的表面肌電信號(hào)；

(2)對(duì)采集到的患者表面肌電信號(hào)進(jìn)行放大、濾波和降噪等預(yù)處理；

(3)通過特征提取方法，分別獲取患者表面肌電信號(hào)的能量特征向量和幅值特征向量；

(4)利用獲取的患者表面肌電信號(hào)能量特征向量，通過步態(tài)周期估測算法實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步態(tài)周期。具體包括下述子步驟：

a.首先，初始化一個(gè)滑動(dòng)窗，并選取合適的窗長N；

b.利用步驟(3)獲取的表面肌電信號(hào)的能量特征向量計(jì)算能量特征信號(hào)的積分值特征；其具體計(jì)算公式為：

式中，IEMG_p(i)為i時(shí)刻患者下肢大腿股外側(cè)肌肌電能量信號(hào)的積分值特征向量值，EMG_p(j)為j時(shí)刻患者下肢股外側(cè)肌肌電能量信號(hào)的值；N為滑動(dòng)窗的長度；

c.實(shí)時(shí)檢測、判斷每個(gè)步態(tài)周期的有效峰值，并記錄有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻t_i；

d.用兩相鄰的肌電信號(hào)的有效峰值對(duì)應(yīng)時(shí)刻實(shí)時(shí)計(jì)算患者下肢運(yùn)動(dòng)的步態(tài)周期T_i，其具體計(jì)算公式為：

T_i＝t_i-t_i-1

式中，T_i為患者下肢運(yùn)動(dòng)的第i個(gè)步態(tài)周期，t_i為肌電信號(hào)第i個(gè)有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻，t_i-1為患者肌電信號(hào)第i-1個(gè)有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻。

(5)利用獲取的患者表面肌電信號(hào)幅值特征向量，通過步長估計(jì)算法實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步長。具體包括下述子步驟：

a.首先，利用患者左、右大腿肌電信號(hào)的幅值特征向量建立步長估測的模型；具體如下：

式中，L_i表示第i步的步長；和分別表示第i步患者左腿肌電信號(hào)的特征向量和和右腿肌電信號(hào)的特征向量和，a_i和b_i分別表示模型中的系數(shù)，a₀表示設(shè)定的初始常量；

b.用最小二乘法訓(xùn)練獲得步驟(a)中步長估測模型的系數(shù)；

c.利用步驟(a)中建立的步長估測模型，實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步長。

(6)將步驟(4)預(yù)測的步態(tài)周期和步驟(5)預(yù)測的步長，通過步速預(yù)測算法實(shí)時(shí)計(jì)算患者期望的步速；產(chǎn)生用于控制跑步機(jī)的期望速度命令信號(hào)。

(7)用系統(tǒng)辨識(shí)法獲取跑步機(jī)速度的輸入-輸出傳遞函數(shù)。

(8)最后，結(jié)合跑步機(jī)的速度傳遞函數(shù)，同時(shí)，檢測跑步機(jī)的速度作為反饋信號(hào)，利用PID速度伺服控制算法驅(qū)動(dòng)跑步機(jī)的控制電機(jī)，最終實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制。

上述步驟中，步驟(2)所述的預(yù)處理，其中放大為1000倍；帶通濾波的頻率為20-500Hz，且不包含50Hz陷波信號(hào)。

步驟(3)所述的能量特征向量和幅值特征向量的特征提取方法分別為：

式中，EMG_P表示肌電信號(hào)的能量特征向量值，EMG_i表示肌電信號(hào)在i時(shí)刻的值，N表示信號(hào)段的長度；MAV表示肌電信號(hào)的幅值絕對(duì)值均值。

步驟(6)所述的步速實(shí)時(shí)預(yù)測算法為：

式中，v_i-d表示跑步機(jī)i時(shí)刻的期望速度，L_i表示實(shí)時(shí)預(yù)測的步長，T_i表示實(shí)時(shí)預(yù)測的步態(tài)周期。

與現(xiàn)有技術(shù)相比較，本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)在于：

1、本發(fā)明根據(jù)患者下肢步態(tài)運(yùn)動(dòng)的表面肌電信號(hào)實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢主動(dòng)運(yùn)動(dòng)的期望速度，進(jìn)而根據(jù)患者主動(dòng)期望的速度控制跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨，實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度與患者期望速度的同步協(xié)調(diào)控制，滿足患者主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練的需求。

2、本發(fā)明通過人體下肢表面肌電信號(hào)實(shí)時(shí)預(yù)測患者的運(yùn)動(dòng)意圖和運(yùn)動(dòng)趨勢，能夠克服基于拉壓力傳感的跑步機(jī)自適應(yīng)跟隨方法對(duì)人體正常步態(tài)的約束，避免力測量裝置安裝使用的不便，也能夠節(jié)約控制系統(tǒng)的成本。

附圖說明

下面結(jié)合附圖及具體實(shí)施方式對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步詳細(xì)說明

圖1是本發(fā)明控制方法原理框圖。

圖2是人體下肢步態(tài)周期預(yù)測流程圖。

圖3是本發(fā)明所涉及的下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)。

圖中：1、動(dòng)力外骨骼；2、跑步機(jī)；3、主動(dòng)減重系統(tǒng)；4、移動(dòng)架。

圖4是本發(fā)明控制硬件結(jié)構(gòu)示意圖。

圖中：5、肌電信號(hào)采集儀；6、信號(hào)處理電路；7、數(shù)據(jù)采集卡；8、上位機(jī)；9、串口；10、跑步機(jī)速度控制器。

具體實(shí)施方式

參見圖1和圖4，本發(fā)明基于肌電的下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度自適應(yīng)控制方法：通過肌電信號(hào)采集儀實(shí)時(shí)采取與患者下肢步態(tài)運(yùn)動(dòng)相關(guān)的表面肌電信號(hào)，經(jīng)過放大、濾波、降噪等預(yù)處理后，利用時(shí)域分析法分別提取相關(guān)肌電信號(hào)的幅值特征和能量特征，通過步態(tài)周期檢測算法和步長估計(jì)算法實(shí)時(shí)預(yù)測出患者下肢運(yùn)動(dòng)的步態(tài)周期和步長；再據(jù)此預(yù)測患者下肢主動(dòng)運(yùn)動(dòng)的期望速度，產(chǎn)生用于控制跑步機(jī)的期望速度命令信號(hào)；與此同時(shí)，利用系統(tǒng)辨識(shí)法獲取下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)的速度傳遞函數(shù)模型；最后，結(jié)合跑步機(jī)的速度傳遞函數(shù)，利用PID伺服控制算法實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制；最終實(shí)現(xiàn)完全按患者運(yùn)動(dòng)意圖的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。其具體實(shí)施過程包括下述步驟：

(1)分別實(shí)時(shí)采集患者左、右大腿骨外側(cè)肌、骨直肌和股二頭肌的表面肌電信號(hào)。

(2)對(duì)采集到的患者表面肌電信號(hào)進(jìn)行放大、濾波和降噪等預(yù)處理。在本實(shí)施例中，對(duì)采集到的表面肌電信號(hào)進(jìn)行1000倍放大，然后再進(jìn)行20-500Hz帶通濾波，且不包含50Hz陷波信號(hào)。

(3)通過特征提取方法，分別獲取患者表面肌電信號(hào)的能量特征向量和幅值特征向量。在本實(shí)施例中，采用肌電信號(hào)的幅值平方和計(jì)算其能量特征，再用肌電信號(hào)的幅值絕對(duì)值均值計(jì)算其幅值特征。

(4)利用獲取的患者表面肌電信號(hào)能量特征向量，通過步態(tài)周期估測算法實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步態(tài)周期。其預(yù)測算法的具體實(shí)施流程，如圖2所示。本實(shí)施例中，具體實(shí)施過程可細(xì)分為如下子步驟：

a.首先，初始化一個(gè)滑動(dòng)窗，并選取合適的窗長N；

b.利用步驟(3)獲取的表面肌電信號(hào)的能量特征向量計(jì)算能量特征信號(hào)的積分值特征；其具體計(jì)算公式為：

c.利用步驟(3)獲取的表面肌電信號(hào)的能量特征向量計(jì)算能量特征信號(hào)的積分值特征；其具體計(jì)算公式為：

式中，IEMG_p(i)為i時(shí)刻患者下肢大腿股外側(cè)肌肌電能量信號(hào)的積分值特征向量值，EMG_p(j)為j時(shí)刻患者下肢股外側(cè)肌肌電能量信號(hào)的值；N為滑動(dòng)窗的長度；

d.實(shí)時(shí)檢測、判斷每個(gè)步態(tài)周期的有效峰值，并記錄有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻t_i；本實(shí)施例中，有效峰值的檢測、判斷具體實(shí)施過程如下：

首先，判斷滑動(dòng)窗中間位置處的信號(hào)值是否是最大；

其次，將判斷得到的滑動(dòng)窗中間位置最大值與閾值進(jìn)行比較，大于設(shè)定閾值則為步態(tài)周期的有效峰值；

最后，移動(dòng)滑動(dòng)窗，重復(fù)上述過程直到信號(hào)序列的結(jié)尾；檢測出各個(gè)步態(tài)周期的有效峰值。

e.用兩相鄰的肌電信號(hào)的有效峰值對(duì)應(yīng)時(shí)刻實(shí)時(shí)計(jì)算患者下肢運(yùn)動(dòng)的步態(tài)周期T_i，其具體計(jì)算公式為：

T_i＝t_i-t_i-1

式中，T_i為患者下肢運(yùn)動(dòng)的第i個(gè)步態(tài)周期，t_i為肌電信號(hào)第i個(gè)有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻，t_i-1為患者肌電信號(hào)第i-1個(gè)有效峰值的對(duì)應(yīng)時(shí)刻。

(5)利用獲取的患者表面肌電信號(hào)幅值特征向量，通過步長估計(jì)算法實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步長。本實(shí)施例中，步長估計(jì)算法的具體實(shí)施過程又可細(xì)分為如下子步驟：

a.首先，利用患者左、右大腿肌電信號(hào)的幅值特征向量建立步長估測的模型；具體如下：

式中，L_i表示第i步的步長；和分別表示第i步患者左腿肌電信號(hào)的特征向量和和右腿肌電信號(hào)的特征向量和，a_i和b_i分別表示模型中的系數(shù)，a₀表示設(shè)定的初始常量；

b.用最小二乘法訓(xùn)練獲得步驟(a)中步長估測模型的系數(shù)；

c.利用步驟(a)中建立的步長估測模型，實(shí)時(shí)預(yù)測患者下肢運(yùn)動(dòng)的步長。

(6)將步驟(4)預(yù)測的步態(tài)周期和步驟(5)預(yù)測的步長，通過步速預(yù)測算法實(shí)時(shí)計(jì)算患者期望的步速；產(chǎn)生用于控制跑步機(jī)的期望速度命令信號(hào)；在本實(shí)施例中，步速實(shí)時(shí)預(yù)測算法為：

式中，v_i-d表示跑步機(jī)i時(shí)刻的期望速度，L_i表示實(shí)時(shí)預(yù)測的步長，T_i表示實(shí)時(shí)預(yù)測的步態(tài)周期。

(7)用系統(tǒng)辨識(shí)法獲取跑步機(jī)速度的輸入-輸出傳遞函數(shù)。在本實(shí)施例中，利用跑步機(jī)對(duì)單位階躍輸入的時(shí)間響應(yīng)來辨識(shí)出跑步機(jī)速度傳遞函數(shù)的結(jié)構(gòu)和具體參數(shù)。

(8)最后，結(jié)合跑步機(jī)的速度傳遞函數(shù)，同時(shí)，檢測跑步機(jī)的速度作為反饋信號(hào)，利用PID速度伺服控制算法驅(qū)動(dòng)跑步機(jī)的控制電機(jī)，最終實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)跟隨控制。

參考圖3，本實(shí)施例所涉及到的下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)由動(dòng)力外骨骼1、跑步機(jī)2、主動(dòng)減重系統(tǒng)3及移動(dòng)架4組成。

參考圖4，本發(fā)明基于肌電的下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)跑步機(jī)速度自適應(yīng)控制系統(tǒng)硬件由跑步機(jī)本體、傳感數(shù)據(jù)采集模塊、中央控制模塊和跑步機(jī)速度控制器等組成；其中：傳感數(shù)據(jù)采集模塊由肌電信號(hào)采集儀5、信號(hào)處理電路6和數(shù)據(jù)采集卡7組成，中央控制模塊由上位機(jī)(工控機(jī))8和串口9組成。

該跑步機(jī)速度自適應(yīng)控制系統(tǒng)中，跑步機(jī)2選用內(nèi)部包含速度控制電機(jī)的商用跑步Paragon 508；傳感數(shù)據(jù)采集模塊中的肌電信號(hào)采集儀5選用16通道肌電采集儀；信號(hào)處理電路6通過屏蔽線與肌電信號(hào)采集儀5和數(shù)據(jù)采集卡7依次連接，對(duì)采集到的患者下肢表面肌電信號(hào)進(jìn)行放大、濾波等預(yù)處理。

當(dāng)下肢康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)開始工作后，跑步機(jī)采用自動(dòng)調(diào)速模式時(shí)，數(shù)據(jù)采集卡7通過肌電信號(hào)采集儀5實(shí)時(shí)采集患者下肢的表面肌電信號(hào)，與此同時(shí)，數(shù)據(jù)采集卡5還通過信號(hào)處理電路6對(duì)采集到的原始表面肌電信號(hào)進(jìn)行帶通濾波和放大、降噪等處理；然后，把采集到的各種信號(hào)發(fā)送到上位機(jī)8，上位機(jī)8首先對(duì)采集到的信號(hào)進(jìn)行特征提取等信號(hào)調(diào)理，再通過中央處理器運(yùn)行患者步態(tài)周期預(yù)測算法和步長預(yù)測算法，然后，通過步速預(yù)測算法實(shí)時(shí)計(jì)算患者期望的步速；再通過串口9將患者期望的步速發(fā)送到跑步機(jī)速度控制器10中，最為控制器的輸入；跑步機(jī)速度控制器10結(jié)合跑步機(jī)的速度傳遞函數(shù)，同時(shí)，檢測跑步機(jī)的速度作為反饋信號(hào)，利用PID速度伺服控制算法驅(qū)動(dòng)跑步機(jī)2的控制電機(jī)，實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度的自適應(yīng)控制。最終實(shí)現(xiàn)跑步機(jī)速度與患者期望速度的實(shí)時(shí)同步協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)，滿足患者主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練的需求。