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申请/专利权人：青岛黄海学院

摘要：本发明提供基于混合FES外骨骼系统融合控制的康复步态模式靶向生成方法及系统，涉及康复治疗技术领域，本发明通过分析步态数据库中的病理步态特征数据与混合FES外骨骼系统的轨迹调节数据，能够生成更加个性化的康复策略，有效提升康复效率和患者的运动协调能力，分析病理步态的时空表征以及个体间的时空差异性，研究步幅长度与步幅时间对步态协调性的影响，提出相位协调指数，研究病理步态时空变异性与步态协调之间的相关性，采用正向动力学积分计算方法模拟患者下肢运动过程，并生成患者在预测康复模式下的步态轨迹，使人机协同控制策略具有灵活性，能够自适应与穿戴者协同共融。

主权项：1.基于混合FES外骨骼系统融合控制的康复步态模式靶向生成方法，该方法应用于混合FES下肢外骨骼康复机器人，该康复机器人控制系统通过CPG内部网络耦合和关节角度信号反馈，调整功能性电刺激FES脉冲宽度和电机输出，实现FES与外骨骼驱动的动态匹配，其特征在于，具体步骤包括：步骤S1、获取通过Mars4H三维动作捕捉系统采集的步态数据库，所述步态数据库包括不同病理人群的病理步态特征数据，以及混合FES外骨骼系统在不同病理人群对应控制策略下的轨迹调节数据集，所述轨迹调节数据集包括在不同电刺激脉冲宽度和外骨骼关节力矩参数下的步态轨迹；步骤S2、采集患者在基于混合FES外骨骼系统下的运动数据，以及关于混合FES外骨骼系统的调节数据，所述运动数据包括患者的步幅长度和步幅时间数据，所述调节数据包括电刺激脉冲宽度调节参数和外骨骼关节力矩调节参数；所述步幅长度与步幅时间分别为每一步的距离和所花费的时间数据，并对步幅长度标定为BFd，对步幅时间标定为BFt；所述电刺激脉冲宽度调节参数为控制电刺激肌肉收缩的时间长短，并对电刺激脉冲宽度调节参数标定为DCj；所述外骨骼关节力矩调节参数为外骨骼对患者关节施加的力矩大小，并对外骨骼关节力矩调节参数标定为GJl；步骤S3、获取电刺激脉冲宽度调节参数和外骨骼关节力矩调节参数后进行分析处理，生成病理匹配指数，并对所述病理匹配指数的值域范围进行区间划分，将区间划分结果与所述轨迹调节数据集进行匹配比对，生成第一评估结果并用于对匹配程度进行评估；定义所述病理匹配指数为，计算公式如下： 其中，是病理匹配指数，设定电刺激脉冲宽度调节参数的采集次数={1，2，...，j，...，J}，是第j个电刺激脉冲宽度调节参数，设定外骨骼关节力矩调节参数的采集次数={1，2，...，l，...，L}，是第l个外骨骼关节力矩调节参数，是调整系数，，反映不同参数组合的调整值，a1和a2为对应参数的正权重值，且a1+a2=1；对所述病理匹配指数的值域范围进行区间划分，将区间划分结果与所述轨迹调节数据集进行匹配比对，以生成第一评估结果，且第一评估结果用于对匹配程度进行评估，具体包括以下内容：设定值域取值范围在[0,1]之间，并将该区间依次划分为以下各区间：当时，匹配等级为1，表示匹配程度非常低；当时，匹配等级为2，表示匹配程度低；当时，匹配等级为3，表示匹配程度中等，当时，匹配等级为4，表示匹配程度较高，当时，匹配等级为5，表示匹配程度非常高；步骤S4、获取步幅长度和步幅时间数据后进行分析处理，生成相位协调指数，并基于相位协调指数生成第二评估结果，所述第二评估结果用于评估病理步态时空变异性与步态协调性之间的关联程度，进而对患者的步态协调性进行评估；定义所述相位协调指数为，计算公式如下所示： 其中，为相位协调指数，表示步态的协调性水平；N为数据点的总数；为第i步的步幅长度数据；为第i步的步幅时间数据，和分别是步幅长度和步幅时间的样本均值； 和分别是步幅长度和步幅时间的最大值，用于数据的归一化处理； 和是模型的正则化系数，分别调整相位差异和变异性的影响； 是步幅长度和步幅时间的协方差，用于衡量两者之间的相位关联程度；所述评估病理步态时空变异性与步态协调性之间的关联程度表示为，在研究病理步态特征数据时，判断不同步态参数的时空变异性与步态协调性之间是否存在关联性；其中，病理步态时空变异性指，研究对象在行走时，运动数据包括的步幅长度和步幅时间数据在时间和空间上的差异性；步态协调性指，在行走过程中，身体下肢不同部位之间的动作配合和协调程度；设定的值域为[0,1]，并确定在不同取值范围区间时的第二评估结果，所述第二评估结果为，越接近1的值，表示步幅长度和步幅时间之间的相位关联程度越高，表示病理步态时空变异性较低，即步幅长度和时间的变异性小，从而表明步态具有较高的协调性； 越接近0的值，表示步幅长度和步幅时间之间的相位关联程度越低，表示病理步态时空变异性较高，即步幅长度和时间的变异性大，从而表明步态具有较低的协调性；依次将值域划分为高协调区间、中度协调区间和低协调区间；步骤S5、获取第二评估结果后进行分析处理，以生成个性化变异步态靶向补偿策略；设定患者步态改善的目标相位协调指数；通过当前相位协调指数与目标相位协调指数差值来计算以下协调性偏差： 定义补偿强度，补偿强度根据协调性偏差来确定，用于调整外骨骼系统的支持强度；表示当前外骨骼系统的支持强度的调整幅度；数学表达式如下： 其中，k是根据患者具体情况调整的系数，旨在将协调性偏差转化为具体的补偿强度；基于补偿强度，制定外骨骼系统参数调整策略：当为正数，即，则增加外骨骼系统的支持力度；若为负数，则减少支持力度；所述外骨骼系统的支持力度为电刺激脉冲宽度调节参数DCj和外骨骼关节力矩调节参数GJl；对于高协调区间内的患者，，k∈（0,0.2），相对较小；对于中度协调区间内的患者，，k∈[0.2,0.4），为中等强度；对于低协调区间内的患者，，k∈[0.4,1），为高等强度；步骤S6、获取不同病理人群的病理步态特征数据、轨迹调节数据集、第一评估结果、第二评估结果和个性化变异步态靶向补偿策略后，采用正向动力学积分计算方法模拟患者下肢运动过程，并生成患者在预测康复模式下的步态轨迹；将所述不同病理人群的病理步态特征数据、轨迹调节数据集、第一评估结果、第二评估结果和个性化变异步态靶向补偿策略作为正向动力学积分计算方法模拟的输入参数；定义下肢的动态行为表达式如下： 其中，F是作用在下肢的总外力，m是下肢的质量，是下肢的加速度；对于下肢的每一关节，考虑以下力矩方程： 其中，是经过补偿强度调整后的外骨骼关节力矩调节参数，e1是关节的惯性矩，是关节的角加速度；使用正向动力学积分计算方法下的龙格-库塔方法Runge-Kuttamethod，对调整后的动力学模型进行数值积分，以模拟下肢运动过程；计算过程表述为： 其中，是在时间t的下肢状态的位置和速度，是下一时刻的下肢状态，是控制输入，包括外骨骼关节力矩调节参数GJl，是时间步长，f是动力学方程；通过积分计算，得到一系列的下肢状态，进一步转化为患者在预测康复模式下的步态轨迹；这些轨迹将显示患者的步长、步速的步态特征在康复过程中的预期变化。

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