软体外骨骼控制方法及装置

技术领域

本发明涉及机器人技术领域，具体而言，涉及一种软体外骨骼控制方法及装置。

背景技术

机械外骨骼或称动力外骨骼（Powered exoskeleton），是一种由钢铁的框架构成并且可让人穿上的机器装置，这个装备可以提供额外能量来供四肢运动。机械外骨骼包括刚性外骨骼和软体外骨骼，软体外骨骼是用特殊软材料制作的一类柔性外骨骼，由软体本身的变形传递动力和实现运动。新兴的可穿戴外骨骼机器人是软体外骨骼，通过驱动人体骨关节旋转来辅助人的肢体运动，能增强人肢体的力量，并替代医生在康复过程中提供肢体的运动训练。

由于软体外骨骼受到不确定的人肢体惯性质量、自主用力的制约，通用的基于欧拉-拉格朗日动力学建模的控制方法不适用于穿戴式气动软体外骨骼致动器。因此，亟需一种适用于软体外骨骼的高稳定性和高鲁棒性的控制方法。

发明内容

有鉴于此，本发明的目的在于提供一种软体外骨骼控制方法、装置及电子设备，其能够改善目前的外骨骼控制方法应用于软体外骨骼所导致的稳定性和鲁棒性低的问题。

为了实现上述目的，本发明实施方式采用的技术方案如下：

第一方面，本发明实施方式提供一种软体外骨骼控制方法，应用于所述软体外骨骼的控制系统，所述软体外骨骼还包括电磁比例阀和致动器，所述方法包括：

基于所述电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用所述电磁比例阀的气体流量模型，计算出所述电磁比例阀的气体流量估计量；

利用所述致动器的动力学模型和所述气体流量估计量，计算出运动估计量；其中，所述运动估计量包括扭矩估计量和弯曲角度估计量中的至少一个；

根据当前时刻的控制命令、所述运动估计量和所述气体流量估计量，生成流量控制命令；

从所述流量控制命令中提取出目标流量，根据所述气体流量估计量和所述目标流量，计算出所述电磁比例阀的目标驱动电压；

控制所述电磁比例阀按所述目标驱动电压工作，以使所述致动器基于所述目标流量和所述致动器的动力学模型，得到所述软体外骨骼的扭矩或弯曲角度；

其中，所述致动器的动力学模型为以所述软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于所述输出功率构建得到。

进一步的，所述致动器还包括致动控制器，所述方法还包括构建所述致动控制器的步骤，该步骤包括：

将所述软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积，作为所述软体外骨骼的输出功率；

基于所述输出功率和所述气体流量模型输出的气体流量，构建所述致动器的动力学模型；

使用线性化算法对所述动力学模型进行处理，得到致动控制器。

进一步的，所述基于所述输出功率和所述气体流量模型输出的气体流量，构建所述致动器的动力学模型的步骤，包括：

利用理想气体状态方程，表示出所述致动器容腔内的气体体积；

使用气体压强和所述电磁比例阀输入的气体流量的乘积，表示出输入气体功率；

基于所述气体体积和气体压强的乘积，表示出所述致动器的积蓄势能；

根据所述输入气体功率表示出输入能量，根据所述输出功率表示出输出能量，根据所述角速度表示出软体外骨骼的弯曲角度；

以所述气体流量模型输出的气体流量作为系统输入，以所述输入气体能量、所述积蓄势能、所述输出能量和所述弯曲角度作为系统状态变量，使用所述输出功率计算动态助力扭矩，基于虚功原理计算静态扭矩，构建所述致动器的非线性状态空间模型。

进一步的，所述动力学模型包括：

其中，

进一步的，所述利用所述致动器的动力学模型和所述气体流量估计量，计算出运动估计量的步骤，包括：

当控制模式为动态助力模式时，基于所述气体流量估计量以及所述软体外骨骼内腔的气体压强和温度，利用所述致动器的动力学模型，得到所述致动器的扭矩估计量；

当控制模式为肢体被动模式时，基于所述气体流量估计量以及所述软体外骨骼内腔的气体压强和温度，利用所述致动器的动力学模型，得到所述致动器的弯曲角度估计量。

进一步的，所述方法还包括构建所述电磁比例阀的气体流量模型的步骤，该步骤包括：

基于所述电磁比例阀的实验输入电压和实验气体流量，拟合出所述电磁比例阀的电压流量方程；其中，所述电压流量方程表示所述电磁比例阀的输入电压、流量系数和有效开口面积的关系；

基于Sanville流量公式和所述电压流量方程，得到所述电磁比例阀的气体流量模型。

进一步的，所述基于所述电磁比例阀的实验输入电压和实验气体流量，拟合出所述电磁比例阀的电压流量方程的步骤，包括：

使用最小二乘法，对所述电磁比例阀的实验输入电压和实验气体流量进行曲线拟合，得到电压流量方程。

进一步的，所述气体流量模型包括：

其中，

进一步的，所述线性化算法包括雅可比矩阵线性化、泰勒展开和非线性动态逆控制中的任一种。

第二方面，本发明实施方式提供一种软体外骨骼控制装置，应用于所述软体外骨骼的控制系统，所述软体外骨骼还包括电磁比例阀和致动器，所述软体外骨骼控制装置包括流量估计模块、运动估计模块、估计计算模块、反馈计算模块和控制模块；

所述流量估计模块，用于基于所述电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用所述电磁比例阀的气体流量模型，计算出所述电磁比例阀的气体流量估计量；

所述运动估计模块，用于利用所述致动器的动力学模型和所述气体流量估计量，计算出运动估计量；其中，所述运动估计量包括扭矩估计量和弯曲角度估计量中的至少一个；

所述估计计算模块，用于根据当前时刻的控制命令、所述运动估计量和所述气体流量估计量，生成流量控制命令；

所述反馈计算模块，用于从接收的流量控制命令中提取出目标流量，根据所述气体流量估计量和所述目标流量，计算出所述电磁比例阀的目标驱动电压；

所述控制模块，用于控制所述电磁比例阀按所述目标驱动电压工作，以使所述致动器基于所述目标流量和所述致动器的动力学模型，得到所述软体外骨骼的扭矩或弯曲角度；

其中，所述致动器的动力学模型为以所述软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于所述输出功率构建得到。

第三方面，本发明实施方式提供一种电子设备，包括处理器和存储器，所述存储器存储有能够被所述处理器执行的机器可执行指令，所述处理器可执行所述机器可执行指令以实现如第一方面所述的软体外骨骼控制方法。

第四方面，本发明实施方式提供一种存储介质，其上存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时实现如第一方面所述的软体外骨骼控制方法。

本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法及装置，软体外骨骼的比例阀控制器可以基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量，并利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量，从而根据当前时刻的控制命令、运动估计量和气体流量估计量生成流量控制命令，从流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和目标流量计算出电磁比例阀的目标驱动电压，从而控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，使软体外骨骼的致动器基于目标流量和致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩和弯曲角度，以进行工作，且软体外骨骼的致动器的动力学模型为以软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于输出功率构建得到，使软体外骨骼致动器的动力学模型不受人肢体和外骨骼的惯性质量的制约，从而能够极大地提高软体外骨骼控制的稳定性和鲁棒性。

为使本发明的上述目的、特征和优点能更明显易懂，下文特举较佳实施方式，并配合所附附图，作详细说明如下。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施方式的技术方案，下面将对实施方式中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本发明的某些实施方式，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。

图1示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制系统的结构示意图。

图2示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法的控制原理图。

图3示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法的流程示意图之一。

图4示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法的流程示意图之二。

图5示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法的流程示意图之三。

图6示出了本发明实施方式提供的软体外骨骼控制装置的方框示意图。

图7示出了本发明实施方式提供的电子设备的方框示意图。

附图标记说明：100-软体外骨骼控制系统；10-软体外骨骼；20-控制盒；21-电磁比例阀；22-压力传感器；23-压力电磁阀；24-排气电磁阀；25-真空电磁阀；26-控制器；27-气动泵；28-温度传感器；30-角度传感器；40-力传感器；50-惯性测量单元；60-软体外骨骼控制装置；601-流量估计模块；602-运动估计模块；603-估计计算模块；604-反馈计算模块；605-控制模块；70-电子设备。

具体实施方式

下面将结合本发明实施方式中附图，对本发明实施方式中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施方式仅仅是本发明一部分实施方式，而不是全部的实施方式。通常在此处附图中描述和示出的本发明实施方式的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。

因此，以下对在附图中提供的本发明的实施方式的详细描述并非旨在限制要求保护的本发明的范围，而是仅仅表示本发明的选定实施方式。基于本发明的实施方式，本领域技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施方式，都属于本发明保护的范围。

需要说明的是，术语“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

新兴的可穿戴外骨骼机器人通过驱动人体骨关节旋转来辅助人的肢体运动，能增强人肢体的力量，替代医生在康复过程中提供肢体的运动训练。穿戴式软体外骨骼是用特殊软材料制作的一类柔性外骨骼，由软体本身的变形传递动力和实现运动。刚性外骨骼致动器能够产生辅助运动所需的扭矩和精确运动，然而，机械复杂性、重量和尺寸、外骨骼与人体关节对齐问题、人体关节运动的顺应性和安全性方面的生物力学人机耦合问题，阻碍了其广泛使用的真正潜力。相比之下，软体外骨骼的方法因为重量轻并具有高度柔顺性，能够适应人体运动，防止任务过程中对人体的损伤，特别是使用高弹力布料折叠制作的穿戴式软体外骨骼具有完全可穿戴和轻量化的潜力。

压缩空气注入软体外骨骼的致动器后，气体压强使致动器具有弯曲刚度和膨胀的弧长，从而能够驱动外骨骼机器人。软体外骨骼的基本物理定律比刚性外骨骼更为复杂，其内在复杂性体现为软材料的可伸缩性、弹性变形、高柔韧性结构的无限多个运动自由度，需要设计特殊的约束结构限制无用的运动自由度，高效率地将气动能量传递到帮助肢体弯曲的最优部位，达到最佳的生物力学人机耦合。结构约束的方法有纤维约束、肋状结构和独立气室结构波纹管结构。依据结构和材料特性的数学建模方法有：分段恒定曲率方法，欧拉-伯努利梁方程，Cosserat杆理论，采用超弹性材料应力应变理论和几何分析方法建立软体致动器弯曲角度的数学模型，有限元建模方法。

当前的软体外骨骼的控制系统通常沿用传统机器人的欧拉-拉格朗日动力学模型，欧拉-拉格朗日动力学模型的力等于整体质量与加速度的乘积。然而，当软体外骨骼穿戴到人的肢体合为一体运动时，致动器模型受到不确定人肢体负载的制约：1）模型中的惯性质量是两者的总和；肢体惯性质量因人而异，特别是拿放物体会导致惯性质量的改变，需要额外的传感器来校准；2）人的肢体随意自主用力对外骨骼的牵引力或阻力，导致模型中的合力不确定。

不同于传统机器人，穿戴式软体外骨骼机器人是以助力为目的，给予与人肢体弯曲方向相同的助力动态扭矩或静态扭矩。显然，软体外骨骼的助力与欧拉-拉格朗日动力学模型的力不相同，从而导致基于欧拉-拉格朗日动力学建模的控制方法应用于软体外骨骼控制时，存在稳定性和鲁棒性低的问题。

基于上述考虑，本发明实施方式提供一种软体外骨骼控制方法，其能够改善目前的软体外骨骼控制所存在的稳定性和鲁棒性低的问题。

本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法，可以应用于如图1所示的软体外骨骼控制系统100中，软体外骨骼控制系统100可以包括软体外骨骼10、控制盒20、角度传感器30、力传感器40和惯性测量单元50，控制盒20内安装有控制器26（即微处理器）、气源压强传感器、电磁比例阀21、内腔气压力传感器22、温度传感器28、电动的气动泵27、压力电磁阀23、真空电磁阀25、排气电磁阀24和PWM电压驱动等。

软体外骨骼10可以是手部软体外骨骼10机器人，可以包括拇指、食指、中指、无名指、小指、手腕和手肘等助力部，拇指、食指、中指、无名指和小指助力部中的任一个按序连接力传感器40、柔性角度传感器30、温度传感器28、内腔气压力传感器22、电磁比例阀21和气源压强传感器，手腕和手肘等助力部按序连接力传感器40、惯性测量单元50、温度传感器28、内腔气压力传感器22、电磁比例阀21和气源压强传感器。

控制器26包括电磁比例阀21、气动泵27、压力电磁阀23、真空电磁阀25、排气电磁阀24和电磁比例阀21的控制器，以及扭矩控制器、角度控制器和流量控制器。

柔性角度传感器30，用于测量所连接的手指的弯曲角度。

惯性测量单元50，用于测量手腕和手肘的弯曲角度。

压力电磁阀23，用于向软体外骨骼10充气。

真空电磁阀25，用于向软体外骨骼10抽气。

排气电磁阀24，用于向软体外骨骼10放气。

电磁比例阀21，用于控制所在助力部的气体流量。

控制器26，用于控制每个电磁比例阀21的驱动电压。

在一种可能的实施方式中，本发明实施方式提供了一种软体外骨骼控制方法，该软体外骨骼控制方法的控制原理如图2所示，包括控制器、电磁比例阀和软体外骨骼的致动器，电磁比例阀的数学模型为气体流量模型H1，致动器的数学模式为动力学模型H2，可以根据电磁比例阀的气体流量模型得到气体流量估计量，并利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量，以该气体流量估计量和运动估计量反馈至控制器来调节电磁比例阀的进气流量，进而基于该进气流量控制软体外骨骼的扭矩或弯曲角度，实现闭环控制，构成一个稳定的气体流量控制系统。

需要说明的是，图2中

图2中的控制系统可以有两种控制策略：扭矩控制和弯曲角度控制。（1）扭矩控制被用于动态助力模式（动态助力模块下，软体外骨骼的力量附加到人的肢体，增加人体肌肉产生的力量），此时，开关

参照图3，软体外骨骼控制方法可以包括以下步骤。在本实施方式中，以软体外骨骼控制方法应用于图1中的软体外骨骼控制系统100来举例说明。

S11，基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量。

S13，利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量。

需要说明的是，在动态助力模式下，运动估计量可以包括扭矩估计量，在肢体被动模式下，运动估计量可以包括弯曲角度估计量。

S15，根据当前时刻的控制命令、运动估计量和气体流量估计量，生成流量控制命令。

S17，从流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和标流量，计算出电磁比例阀的目标驱动电压。

S19，控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，以使致动器基于目标流量和致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩或弯曲角度。

在本实施方式中，致动器的动力学模型为以所述软体外骨骼10的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于所述输出功率构建得到。

以电磁比例阀21为与手腕助力部连接的电磁比例阀21为例，控制器26在接收到流量控制命令时，获取当前时刻的与手腕助力部连接的电磁比例阀21的驱动电压，利用电磁比例阀21的气体流量模型，计算出该电磁比例阀21的气体流量估计量。

根据用户选定的控制模式（可以是动态助力模式，也可以是肢体被动模式），控制器26利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量。在动态助力模式，运动估计量是扭矩估计量，在肢体被动模式下，运动估计量是弯曲角度估计量。

进而控制器26根据运动估计量、当前时刻的控制命令和气体流量估计量，计算出目标流量，生成流量控制命令。控制器26可以根据控制命令中的弯曲角度或扭矩，计算出控制命令中的控制量与弯曲角度或扭矩的差值，进而根据该差值查找或计算出对应的气体流量差值，进而根据该气体流量差值和气体流量估计量，计算出目标流量，生成流量控制命令。

从流量控制命令中提取出与手腕助力部连接的电磁比例阀21的目标流量。进而根据气体流量估计量和目标流量，计算出电磁比例阀21的目标驱动电压。

例如，可以根据气体流量估计量和目标流量间的差值，在预先设置的与手腕助力部连接的电磁比例阀21的流量差值与电压调节值的对应关系表中，查找出该差值对应的电压调节值，得到目标驱动电压。也可以直接使用目标驱动电压计算公式，计算出目标驱动电压。

在得到目标驱动电压后，控制器26控制与手腕助力部连接的电磁比例阀21按该目标驱动电压进行工作，从而使电磁比例阀21的气体流量达到目标流量，进而软体外骨骼10的致动器能够基于目标流量的气体和制动器的动力学模型，得到手腕助力部的扭矩和弯曲角度，以实现对手腕助力部进行运动。

上述软体外骨骼控制方法中，软体外骨骼的致动器的动力学模型为以软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于输出功率构建得到，使软体外骨骼致动器的动力学模型不受人肢体和外骨骼的惯性质量、阻力和牵引力的制约，同时实现闭环无扭矩和无角度传感器控制，从而能够极大地提高软体外骨骼控制的稳定性和鲁棒性。

对于步骤S13，在不同的控制模式下，计算出的运动估计量有所不同。当控制模式为动态助力模式时，基于气体流量估计量以及软体外骨骼内腔的气体压强和温度，利用致动器的动力学模型，得到所述致动器的扭矩估计量。当控制模式为肢体被动模式时，基于气体流量估计量以及软体外骨骼内腔的气体压强和温度，利用致动器的动力学模型，得到致动器的弯曲角度估计量。

进一步的，软体外骨骼的致动器可以包括制动控制器，为了实现软体外骨骼致动器的控制不受人肢体和外骨骼的惯性质量、阻力和牵引力的制约，使用理想气体状态方程和能量转换原理构建软体外骨骼致动器的动力学模型。在一种可能的实施方式中，参照图4，构建制动控制器的步骤可以通过以下方式实现。

S21，将软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积，作为软体外骨骼的输出功率。

S23，基于输出功率和气体流量模型输出的气体流量，构建致动器的动力学模型。

S25，使用线性化算法对动力学模型进行处理，得到致动控制器。

进一步的，由于输入致动器的气体动能、致动器积蓄的势能、对外输出的转动动能和能量损耗遵从能量守恒定律，步骤S23可以实施为以下方式：

23-1，利用理想气体状态方程，表示出致动器容腔内的气体体积。

23-2，使用气体压强和电磁比例阀输入的气体流量的乘积，表示出输入气体功率。

23-3，基于气体体积和气体压强的乘积，表示出致动器的积蓄势能。

23-4，根据输入气体功率表示出输入气体能量，根据输出功率表示出输出能量，根据角速度表述出软体外骨骼的弯曲角度。

应当理解的是，输入气体能量的导数是输入气体功率，输出能量的导数是输出功率，弯曲角度的导数是角速度，因此，由输入气体功率、输出功率和角速度可以分别表示出输入气体能量、输出能量和弯曲角度。

23-5，以气体流量模型输出的气体流量作为系统输入，以输入气体能量、积蓄势能、输出能量和弯曲角度作为系统状态变量，使用输出功率计算动态助力扭矩，基于虚功原理计算静态扭矩，构建致动器的非线性状态空间模型。

电磁比例阀输出的气体通过导气管进入软体外骨骼的致动器内腔，因此，从电磁比例阀流入到致动器的气体质量M是气体质量流量G的积分，可以表示为：

致动器容腔内的气体参数用理想气体状态方程可以表示为：

因此，电磁比例阀的输入气体功率为气体流量和气体压强的乘积，可以表示为：

对

致动器容腔（即内腔）内积蓄的势能

进一步的，

致动器的输出功能等于输入气体功率减去积蓄势能的变化率，可以表示为：

软体外骨骼的各助力部的弯曲角度由致动器轴向膨胀的几何公式进行表示，为：

对

而致动器（即软体外骨骼）的输出功率可以表示为扭矩和角速度的乘积，因此，扭矩可以表示为：

基于上述原理，设系统状态变量为：

而

进一步的，致动器的静态扭矩根据虚功原理进行计算，当角速度

将

进一步的，

进一步的，考虑到由于致动器内腔的气体压强决定软体弯曲刚度，而建立气体压强的过程、导管里气体流速、弹性应变过程导致系统存在动态响应时滞，在系统输出中引入动态响应时滞，此时，非线性系统的输出为：

因此，动力学模型可以表示为：

对于步骤S25，为了简化在后续动力学模型使用时人机耦合控制器的设计和状态估是包括雅可比矩阵线性化、泰勒展开和非线性动态逆控制中的任一种。

雅可比矩阵线性化即可导函数雅可比矩阵线性化方法，使用从致动器系统非线性状态空间模型（即致动器的动力学模型）中导出的状态转移雅可比矩阵、输入雅可比矩阵、输出雅可比矩阵，用于设计线性控制器，以及设计卡尔曼速度和扭矩估计器，即可得到用于无速度和无扭矩的软体外骨骼控制器。

研究致动器系统非线性状态空间模型（即致动器的动力学模型）的泰勒展开线性化状态空间模型，也可以设计出线性控制器。

通过研究软体外骨骼致动器的动力学模型的非线性动态逆控制方法和非线性系统反馈线性化控制算法，将软体致动器的非线性方程转换为易于控制的线性形式，也可以得到线性致动控制器。

进一步的，为了提高动力学模型的有效性和线性化算法的准确性，可以将将制作好的外骨骼安装到具有生物力学特性人工仿生上肢模型的试验台上，进行气体驱动外骨骼实验。用空气质量流量仪记录比例阀输出的气体质量流量，压强传感器记录比例阀气源压强、致动器内腔压强，力/扭矩仪记录致动器的输出扭矩，角度传感器记录弯曲角度。在得到各项数据后，进行实验验证，分析出动力学模型的误差，并根据该误差对动力学模型（即线性化后得到的控制器模型）结构和参数进行优化。

实验验证可以分为直接驱动实验、人机耦合控制实验、无角度和无扭矩传感器控制实验三种方法。

采用直接驱动实验时，为动力学模型设计多个激励电压信号，驱动外骨骼运动，并记录实验数据，并将实验数据与动力学模型的计算机仿真结果比较，得到并分析动力学模型的误差，以优化动力学模型结构和参数，直到获得精确匹配（即优化后）的动力学模型。

采用人机耦合控制实验时，使用人工仿生上肢模型，测量和分析线性化控制算法的误差，用于优化模型的线性化算法。

采用无角度和无扭矩传感器控制实验，可以验证和优化动力学模型的线性化估计器的精度。

为了进一步验证动力学模型的通用性和有效性，并优化动力学模型，可以使用不同约束结构的硅胶软体外骨骼致动器和高弹力布料折叠制作的软体外骨骼致动器进行驱动实验。

上述步骤S21至S25及其进一步的实施方式中，通过设系统状态变量为x=[E

进一步的，本发明实施方式提供的软体外骨骼控制方法还可以包括构建电磁比例阀的气体流量模型的步骤，考虑到电磁比例阀的气体流动近似为理想气体通过收缩喷管的一维等熵流动，即流过电磁比例阀的气体质量流量是由阀门的有效开口面积及出入端口的压强比等因素来决定，因此可以引入Sanville气体质量流量公式和理想气体状态方程，建立电磁比例阀的非线性模型。在一种可能的实施方式中，参照图5，可以通过以下步骤实现。

S31，基于电磁比例阀的实验输入电压和实验气体流量，拟合出电磁比例阀的电压流量方程。

在本实施方式中，电压流量方程表示电磁比例阀21的输入电压、流量系数和有效开口面积的关系。

S32，基于Sanville流量公式和电压流量方程，得到电磁比例阀的气体流量模型。

可以通过流量计和传感器获取电磁比例阀的多组实验输入电压和实验气体流量，进而可以使用最小二乘法、逐步回归法、多项式拟合、对数拟合和伽马调节等，对电磁比例阀的多组实验输入电压和实验气体流量进行曲线拟合，得到电压流量方程，在本实施方式电压流量方程可以表示为

电磁比例阀的气体流量遵循Sanville流量公式，因此，可以使用Sanville流量公式对电磁比例阀的气体流量进行表示。

Sanville流量公式为：

将电压流量方程代入Sanville流量公式，即可得到电磁比例阀的气体流量模型，气体流量模型可以表示为：

通过上述步骤S31及S32，即可得到高精确度的电磁比例阀的气体流量模型。

上述软体外骨骼控制方法中，提出使用理想气体状态方程、气体能量转换、软体致动器弯曲做功的物理学原理，建立软体外骨骼的致动器的动力学模型，该动力学模型不受人肢体惯性质量、阻力或牵引力的制约，适用于不同结构的气动软体外骨骼致动器，并基于该动力学模型，结合电磁比例阀的气体流量模型，对电磁比例阀的驱动电压进行反馈调节，从而能够极大地提升软体外骨骼控制的稳定性和鲁棒性。

基于与上述软体外骨骼控制方法相同的构思，在一种可能的实施方式中，还提供了一种软体外骨骼控制装置60，可以应用于图1中的软体外骨骼控制系统100中。参照图6，软体外骨骼控制装置60可以包括流量估计模块601、运动估计模块602、估计计算模块603、反馈计算模块604和控制模块605。

流量估计模块601，用于基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量。

运动估计模块602，用于利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量。其中，运动估计量包括扭矩估计量和弯曲角度估计量中的至少一个。

估计计算模块603，用于根据当前时刻的控制命令、运动估计量和所述气体流量估计量，生成流量控制命令。

反馈计算模块604，用于从接收的流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和所述目标流量，计算出电磁比例阀的目标驱动电压。

控制模块605，用于控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，以使致动器基于所述目标流量和所述致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩和弯曲角度。

其中，致动器的动力学模型为以软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于输出功率构建得到。

进一步的，还可以包括模型构建模块，模型构建模型用于实现上述步骤S21-S25以及步骤S31-S32。

上述软体外骨骼控制装置60中，通过流量估计模块601、运动估计模块602、估计计算模块603、反馈计算模块604和控制模块605的协同作用，基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量，并利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量，从而根据当前时刻的控制命令、运动估计量和气体流量估计量生成流量控制命令，从流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和目标流量计算出电磁比例阀的目标驱动电压，从而控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，使软体外骨骼的致动器基于目标流量和致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩和弯曲角度，以进行工作，且软体外骨骼的致动器的动力学模型为以软体外骨骼的扭矩和角速度的乘积作为输出功率，并基于输出功率构建得到，使软体外骨骼致动器的动力学模型不受人肢体和外骨骼的惯性质量的制约，从而能够极大地提高软体外骨骼控制的稳定性和鲁棒性。

关于软体外骨骼控制装置60的具体限定可以参见上文中对于软体外骨骼10控制方法的限定，在此不再赘述。上述软体外骨骼控制装置60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电子设备70中的处理器中，也可以以软件形式存储于电子设备70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。

在一种实施方式中，提供了一种电子设备70，该电子设备70可以是终端，其内部结构图可以如图7所示。该电子设备70包括通过系统总线连接的处理器、存储器、通信接口和输入装置。其中，该电子设备70的处理器用于提供计算和控制能力。该电子设备70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。该电子设备70的通信接口用于与外部的终端进行有线或无线方式的通信，无线方式可通过WIFI、运营商网络、近场通信（NFC）或其他技术实现。该计算机程序被处理器执行时实现如上述实施方式提供的软体外骨骼10控制方法。

图7中示出的结构，仅仅是与本发明方案相关的部分结构的框图，并不构成对本发明方案所应用于其上的电子设备70的限定，具体的电子设备70可以包括比图7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。

在一种实施方式中，本发明提供的软体外骨骼控制装置60可以实现为一种计算机程序的形式，计算机程序可在如图7所示的电子设备70上运行。电子设备70的存储器中可存储组成该软体外骨骼控制装置60的各个程序模块，比如，图6所示的流量估计模块601、运动估计模块602、估计计算模块603、反馈计算模块604和控制模块605。各个程序模块构成的计算机程序使得处理器执行本说明书中描述的软体外骨骼10控制方法中的步骤。

例如，图7所示的电子设备70可以通过如图6所示的软体外骨骼控制装置60中的流量估计模块601执行步骤S11。电子设备70可以通过运动估计模块602执行步骤S13。电子设备70可以通过估计计算模块603执行步骤S15。电子设备70可以通过反馈计算模块604执行步骤S17。电子设备70可以通过控制模块605执行步骤S19。

在一种实施方式中，提供了一种电子设备70，包括存储器和处理器，该存储器存储有机器可执行指令，该处理器执行机器可执行指令时实现以下步骤：基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量；利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量；根据当前时刻的控制命令、运动估计量和气体流量估计量，生成流量控制命令；从流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和标流量，计算出电磁比例阀的目标驱动电压；控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，以使致动器基于目标流量和致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩和弯曲角度。

在一种实施方式中，提供了一种存储介质，其上存储有计算机程序，计算机程序被处理器执行时实现如下步骤：基于电磁比例阀在当前时刻的驱动电压，利用电磁比例阀的气体流量模型，计算出电磁比例阀的气体流量估计量；利用致动器的动力学模型和气体流量估计量，计算出运动估计量；根据当前时刻的控制命令、运动估计量和气体流量估计量，生成流量控制命令；从接收的流量控制命令中提取出目标流量，根据气体流量估计量和标流量，计算出电磁比例阀的目标驱动电压；控制电磁比例阀按目标驱动电压工作，以使致动器基于目标流量和致动器的动力学模型，得到软体外骨骼的扭矩和弯曲角度。

在本发明所提供的几个实施方式中，应该理解到，所揭露的装置和方法，也可以通过其它的方式实现。以上所描述的装置实施方式仅仅是示意性的，例如，附图中的流程图和框图显示了根据本发明的多个实施方式的装置、方法和计算机程序产品的可能实现的体系架构、功能和操作。在这点上，流程图或框图中的每个方框可以代表一个模块、程序段或代码的一部分，所述模块、程序段或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令。也应当注意，在有些作为替换的实现方式中，方框中所标注的功能也可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，两个连续的方框实际上可以基本并行地执行，它们有时也可以按相反的顺序执行，这依所涉及的功能而定。也要注意的是，框图和/或流程图中的每个方框、以及框图和/或流程图中的方框的组合，可以用执行规定的功能或动作的专用的基于硬件的系统来实现，或者可以用专用硬件与计算机指令的组合来实现。

另外，在本发明各个实施方式中的各功能模块可以集成在一起形成一个独立的部分，也可以是各个模块单独存在，也可以两个或两个以上模块集成形成一个独立的部分。

所述功能如果以软件功能模块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机可读取存储介质中。基于这样的理解，本发明的技术方案本质上或者说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，该计算机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机设备（可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等）执行本发明各个实施方式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。

以上所述仅为本发明的优选实施方式而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。