动力外骨骼助力控制装置及其方法

[技术领域]

本发明涉及可穿戴外骨骼技术领域，具体涉及一种动力外骨骼助力控制装置及其方法。

[背景技术]

穿戴式外骨骼，在包括军事，医疗和工业领域中有广泛应用。使用外骨骼可以减轻穿戴者负重，帮助穿戴者更好和更省力地行动。通常来说外骨骼在帮助穿戴者行动时使用自带动力，这种自带动力的外骨骼也叫动力外骨骼。在医疗领域，外骨骼可以为康复中的患者提供实时的行走助力。对于行动能力受损的患者，外骨骼的控制方法必须能够达到良好的人机协调，快速响应和对与常人不同步态的实时准确识别和反应能力，并提供准确和可以调整的助力时机和大小。另一方面，对于康复中的患者，随着康复，其步行速度会从起初的慢速度慢慢恢复到健康人正常步行速度或更快的步行速度，而现有的助力控制方案中，适用于慢速度的助力控制，对于快速步行的助力达不到有效的助力效果。

[发明内容]

本发明的目的是提供一种动力外骨骼助力控制装置，其应用于康复领域，为康复训练的使用者在行走时有效的提供踝关节的助力。

本发明的再一目的是提供一种动力外骨骼助力控制方法，其应用于康复领域，为康复训练的使用者在行走时有效的提供踝关节的助力。

第一方面，本发明实施例提供一种动力外骨骼助力控制装置，包括：

期望助力生成器：生成期望助力目标；

拉力获取单元：获取动力外骨骼上的拉力传感器的拉力数据；

拉力作差单元：其对期望助力生成器生成的助力目标与拉力获取单元获取的拉力数据作差，获得拉力误差；

PID控制器：用于存放所述的拉力作差单元输出的拉力误差数据，并根据拉力误差数据生成预期望电机速度；

踝关节角速度前馈补偿单元：对人体踝关节角速度进行增益获得踝关节角速度前馈控制量；期望电机速度生成单元：根据PID控制器生成的控制量和踝关节角速度前馈控制量，生成期望电机速度；

电机速度获取单元：获取动力外骨骼助力控制装置的电机的实际电机速度；

电机速度作差单元：对期望电机速度和实际电机速度进行作差处理，获得电机速度误差；

期望电机电流生成单元：根据电机速度误差生成期望电机电流；

实际电机电流获取单元：获取动力外骨骼助力控制装置的电机的实际电机电流数据；

电机电流作差单元：对期望电机电流和实际电机电流进行作差，获得电流误差；

电流控制器：存放电流误差，并根据电流误差对电机电流进行跟踪、控制。

在一个可能设计中，还包括踝关节角速度获取单元和低通滤波器、增益器；所述的踝关节角速度获取单元通过对小腿惯性传感器和脚面惯性传感器共同测得数据进行处理获得踝关节角速度；所述低通滤波器对获得的踝关节角速度进行滤波，降低信号的高频噪声，得到符合人体关节运动的低频频率信号；所述增益器对滤波后的踝关节角速度进行增益；所述的踝关节角速度前馈补偿单元包括所述的增益器，其根据所述低通滤波器的信息及增益信息，获得踝关节角速度前馈控制量。

在一个可能设计中，所述期望助力生成器获取外部智能终端设置参数及步态状态生成期望助力目标。

在一个可能设计中，所述的期望助力目标为一Sine曲线，所述Sine曲线的峰值由所述智能终端输入的助力参数值提供，Sine曲线的起点和周期长度由步态信息提供。

在一个可能设计中，通过电机编码器测得实际电机速度；通过电机的电流计测得实际电机电流；所述的电流控制器包括PI控制器。

第二方面，本发明实施例提供一种动力外骨骼助力控制方法，包括：

a)根据步态状态生成期望助力目标；

b)期望助力目标与动力外骨骼上的拉力传感器测得的拉力做差，获得拉力误差；

c)拉力误差存入PID控制器，生成预期望电机速度；

d)获取踝关节角速度并对踝关节角速度进行滤波、增益获得踝关节角速度前馈控制量；

e)根据PID控制器生成的控制量和踝关节角速度前馈控制量，共同生成期望电机速度；

f)获取电机实际速度；

g)对期望电机速度和实际电机速度作差，获得电机速度误差；

h)电机速度误差放入PI控制器，生成期望电机电流控制量；

i)获取电机实际电流；

g)对期望电机电流与电机实际电流做差，获得电流误差；

k)电流误差存入电流控制器，根据电流误差对电机电流进行跟踪、控制。

在一个可能设计中，所述踝关节角速度获取通过对小腿惯性传感器和脚面惯性传感器共同测得数据进行处理获得踝关节角速度；所述对踝关节角速度进行滤波，包括通过低通滤波器降低踝关节角速度信号的高频噪声，得到符合人体关节运动的低频频率信号；所述对踝关节角速度进行增益通过增益器增益；所述获得踝关节角速度前馈控制量包括根据低通滤波器发送来的信息和增益后的信息获得踝关节角速度前馈控制量。

在一个可能设计中，所述期望助力目标通过获取外部智能终端设置参数及步态状态共同生成。

在一个可能设计中，所述的期望助力目标为一Sine曲线，所述Sine曲线的峰值由所述智能终端输入的助力参数值提供，Sine曲线的起点和周期长度由步态信息提供。

在一个可能设计中，通过电机编码器获得实际电机速度；通过电机的电流计获得实际电机电流；所述的电流控制器包括PI控制器。

本发明的动力外骨骼助力控制装置及方法采用了比例-积分-微分(PID)控制及前馈控制，通过踝关节角速度的前馈补偿量，对助力的控制误差更小，对于快速步行时，提供了更好的助力效果，解决了传统力控方法中在快速行走时助力跟上不去的问题。

同时本发明中在生成助力目标时，通过外部智能终端输入参数值提供，使得医生可以根据患者的实际情况设置不同的助力目标，更加有效的帮助患者进行康复训练。

另外，本发明在生成助力目标，同时根据患者的实时步态信息进行生成，更加精准的根据患者实时情况提供助力。

[附图说明]

图1为本发明动力外骨骼助力控制装置功能模块示意图；

图2为本发明动力外骨骼助力控制方法流程示意图；

图3为本发明应用于外骨骼设备中在助力情况下，踝关节与拉绳之间关系示意图；

图4为本发明应用于动力外骨骼的助力控制实施例。

[具体实施方式]

为更进一步阐述本发明为达成预定目的所采取的技术手段及功效,以下结合附图及较佳实施例，对依据本发明提出的外骨骼支架及其应用装置，其具体实施方式、结构、特征及其功效，说明如后。本发明提供以下的实施例为进一步描述本发明，但所描述的实施例仅用于说明本发明不是限制本发明。

请参阅图1所示，为本发明动力外骨骼助力控制装置功能模块示意图。本发明动力外骨骼助力控制装置包括：

期望助力生成器：生成期望助力目标；

拉力获取单元：获取动力外骨骼上的拉力传感器的拉力数据；

拉力作差单元：其对期望助力生成器生成的助力目标与拉力获取单元获取的拉力数据作差，获得拉力误差；

PID控制器：用于存放所述的拉力作差单元输出的拉力误差数据，并根据拉力误差数据生成电机预期望速度；

踝关节角速度前馈补偿单元：对人体踝关节角速度进行增益获得踝关节角速度前馈控制量；

期望电机速度生成单元：根据PID控制器生成电机预期望速度的控制量和踝关节角速度前馈控制量，共同生成期望电机速度，即电机速度追踪的目标；

所述的PID生成的电机预期望速度控制量对助力实现精调，以保证跟踪误差足够小；所述的踝关节角速度前馈控制量对助力进行一个辅助调节，有效加快拉绳的控制收紧速度，降低踝关节转动带来的干扰；

电机速度获取单元：获取动力外骨骼助力控制装置的电机的实际电机速度；

电机速度作差单元：对期望电机速度和实际电机速度进行作差处理，获得电机速度误差；

期望电机电流生成单元：根据电机速度误差生成期望电机电流；

实际电机电流获取单元：获取动力外骨骼助力控制装置的电机的实际电机电流数据；

电机电流作差单元：对期望电机电流和实际电机电流进行作差，获得电流误差；

电流控制器：存放电流误差，并根据电流误差对电机电流进行跟踪、控制。

其中，优选的，动力外骨骼助力控制装置还包括踝关节角速度获取单元、低通滤波器和增益器；所述的踝关节角速度获取单元通过对小腿惯性传感器和脚面惯性传感器共同测得数据进行处理获得踝关节角速度；所述低通滤波器对获得的踝关节角速度进行滤波，降低信号的高频噪声，得到符合人体关节运动的低频频率信号；所述增益器对滤波后的踝关节角速度进行增益；所述的踝关节角速度前馈补偿单元根据所述低通滤波器的信息及增益器发送的信息，获得踝关节角速度前馈控制量。本实施例中通过增益器计算所得的踝关节角速度前馈控制量，即通过增益器增益后输出踝关节角速度前馈控制量。

其中，所述期望助力生成器获取外部智能终端设置参数及步态状态生成期望助力目标。优选的方案中，所述的期望助力目标为一Sine曲线，所述Sine曲线的峰值由所述智能终端输入的助力参数值提供，Sine曲线的起点和周期长度由步态信息提供。

本实施例中，所述的实际电机速度通过电机编码器测得；所述的实际电机电流通过电机的电流计测得；所述的电流控制器包括PI控制器，将获得的q轴和d轴电流解耦成直流变量，通过PI控制器生成控制量，进而控制三相电流的幅值、频率和相位。

如图2所示，为本发明动力外骨骼助力控制方法的流程图，包括如下步骤：

a)根据步态状态生成期望助力目标；

b)期望助力目标与动力外骨骼上的拉力传感器测得的拉力做差，获得拉力误差；

c)拉力误差存入PID控制器，生成电机预期望速度；

d)获取踝关节角速度并对踝关节角速度进行滤波、增益获得踝关节角速度前馈控制量；

e)根据PID控制器生成的预期望速度和踝关节角速度前馈控制量，共同生成期望电机速度；

f)获取电机实际速度；

g)对期望电机速度和实际电机速度作差，获得电机速度误差；

h)电机速度误差放入PI控制器，生成期望电机电流控制量；

i)获取电机实际电流；

j)对期望电机电流与电机实际电流做差，获得电流误差；

k)电流误差存入电流控制器，根据电流误差对电机电流进行跟踪、控制，从而实现对电机电流的跟踪控制。

其中，所述的步骤d)中，所述踝关节角速度获取通过对小腿惯性传感器和脚面惯性传感器共同测得数据进行处理获得踝关节角速度；所述对踝关节角速度进行滤波，包括通过低通滤波器降低踝关节角速度信号的高频噪声，得到符合人体关节运动的低频频率信号；所述对踝关节角速度进行增益通过增益器增益；所述获得踝关节角速度前馈控制量包括根据低通滤波器发送来的信息和增益器增益后的信息获得踝关节角速度前馈控制量。本实施例中通过增益器计算所得的踝关节角速度前馈控制量。

所述的步骤a)中，所述期望助力目标通过获取外部智能终端设置参数及步态状态共同生成。本实施例中，所述的期望助力目标为一Sine曲线，所述Sine曲线的峰值由所述智能终端输入的助力参数值提供，Sine曲线的起点和周期长度由步态信息提供。

所述的步骤f)中通过电机编码器获得实际电机速度。

所述的步骤i)中通过电机的电流计获得实际电机电流。

所述的步骤k)中，所述的电流控制器包括PI控制器。

如图3所示，为本发明应用的一个实施例，应用于外骨骼设备中在助力情况下，踝关节与拉绳之间关系示意图。设外骨骼腿部支架的拉绳的两个锚点间距为d(拉绳脚跟固定点到拉绳小腿固定点的距离)，踝关节的旋转半径为r(踝关节到拉绳脚跟固定点的距离)，踝关节角度为θ，在此结构设计下，建立如下模型关系式：Δd＝-r·Δθ，随着踝关节角度的变化，两个锚点间距随着变化。Δθ可以通过小腿和脚面的惯性传感器计算得到，同时根据电机滑轮的半径r_

通过低通滤波器滤波后获取踝关节角速度前馈控制量与PID控制器生成的电机预期望速度共同获得电机期望速度，降低了助力控制发生的超调和振荡，提高了助力控制的鲁棒性，提高了用户的使用舒适度和安全性。

请同时参阅图4，为本发明应用于动力外骨骼的助力控制实施例。本实施例中通过智能终端设置的参数及步态状态生成期望助力曲线，期望助力曲线与动力外骨骼上的拉力传感器测得拉力做差，这个误差被放入PID控制器。踝关节角速度由动力外骨骼上的小腿惯性传感器和脚面(或脚部)惯性传感器共同测得，通过低通滤波器滤波后，经过增益器增益后并计算获得踝关节角速度前馈控制量，PID控制器生成的控制量和踝关节角速度前馈控制量，共同生成期望电机速度。然后电机的编码器测得实际电机速度，期望电机速度与实际电机速度做差，这个误差被放入PI控制器，控制器生成的控制量即期望电机电流。然后电机的电流计测得实际电机电流，期望电机电流与实际电机电流做差，这个误差被放入另一个PI控制器，从而实现对电机电流的跟踪控制，控制电机输出相应的扭矩，从而控制动力外骨上的绳索拉紧或放松。本发明实现了根据期望助力目标达到给患者有效提供助力的目的。

本发明的动力外骨骼助力控制装置及方法采用了比例-积分-微分(PID)控制及前馈控制，通过踝关节角速度的前馈补偿量，对助力的控制误差更小，对于快速步行时，提供了更好的助力效果，解决了传统力控方法中在快速行走时助力跟上不去的问题。

同时本发明中在生成助力目标时，通过外部智能终端输入参数值提供，使得医生可以根据患者的实际情况设置不同的助力目标，更加有效的帮助患者进行康复训练。

另外，本发明在生成助力目标，同时根据患者的实时步态信息进行生成，更加精准的根据患者实时情况提供助力。

在此说明书中，本发明已参照其特定的实施例作了描述，但是，很显然仍可以做出各种修改和变换而不背离本发明的精神和范围。因此，本发明的说明书和附图被认为是说明性的而非限制性的。