本發(fā)明涉及主動(dòng)型膝上假肢領(lǐng)域，是一種基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒?。

背景技術(shù)：

眾所周知，我國(guó)是世界上人口最多的國(guó)家，在如此龐大的人口基數(shù)下，殘疾人的數(shù)量也十分巨大。我國(guó)政府曾先后于1987年和2006年進(jìn)行了兩次全國(guó)殘疾人抽樣調(diào)查，結(jié)果顯示，肢體殘疾者由1987年的755萬人猛增至2006年的2412萬人。而在2010年，中國(guó)殘疾人聯(lián)合根據(jù)第六次全國(guó)人口普查及第二次全國(guó)殘疾人抽樣調(diào)查結(jié)果，推算出2010年末我國(guó)肢體殘疾將達(dá)到2472萬人，而且隨著近年來人口老齡化加劇，交通事故和自然災(zāi)害頻發(fā)，這一數(shù)字仍在逐年增加。就目前的醫(yī)療水平而言，還沒有任何技術(shù)手段可以讓失去的肢體再生，因此，對(duì)于這些肢體殘疾者而言，穿戴假肢是他們恢復(fù)運(yùn)動(dòng)能力的重要途徑。隨著科技的不斷發(fā)展和人民生活水平的提高，傳統(tǒng)的被動(dòng)型假肢已經(jīng)無法滿足殘疾人的需要，因此主動(dòng)型下肢假肢已經(jīng)成為康復(fù)領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。

主動(dòng)型膝上假肢的作用是代替截肢者失去的肢體，幫助穿戴者完成一系列動(dòng)作，使穿戴者能夠克服截肢所帶來的生活上和工作上的障礙?？刂浦鲃?dòng)型膝上假肢運(yùn)動(dòng)的最終目的是使穿戴者的行走步態(tài)達(dá)到與正常人一致的水平。目前應(yīng)用于下肢假肢的控制方法中主要有專家控制和神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制。申請(qǐng)?zhí)?01110456535.6和申請(qǐng)?zhí)?01010589305.2公開的假肢膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的控制方法均屬于專家控制，前者通過霍爾傳感器判定步態(tài)、步速后直接給出設(shè)定好的控制信號(hào)來控制假肢的行走。后者建立了下肢假肢自動(dòng)訓(xùn)練專家知識(shí)庫(kù)的方法，提出了使用迭代學(xué)習(xí)的方法來尋找使得假肢和健肢側(cè)步態(tài)周期相差最小，在不同步態(tài)下對(duì)稱性最好的假肢膝關(guān)節(jié)控制量來進(jìn)行假肢控制。以上兩種方案中的控制方法無法做到實(shí)時(shí)控制信號(hào)的調(diào)節(jié)，一旦系統(tǒng)由于各種原因出現(xiàn)擾動(dòng)，就會(huì)導(dǎo)致控制效果變差。

鑒于現(xiàn)有假肢運(yùn)動(dòng)控制技術(shù)中存在的上述缺陷，對(duì)于主動(dòng)型假肢的控制需要研發(fā)一種控制精度高、抗干擾能力強(qiáng)并且有較好時(shí)效性的控制方法。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明擬解決的技術(shù)問題是，提供一種基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒āＴ摲椒x線采集患者的基本信息數(shù)據(jù)，生成數(shù)據(jù)報(bào)告；在不改變基本構(gòu)造和相互作用方式的前提下，將人體下肢簡(jiǎn)化為二連桿模型進(jìn)行分析，針對(duì)人體行走過程中擺動(dòng)期和支撐期的運(yùn)動(dòng)形式的差異，得出支撐期和擺動(dòng)期的下肢動(dòng)力學(xué)模型；對(duì)下肢動(dòng)力學(xué)模型設(shè)計(jì)干擾觀測(cè)器和終端滑?？刂破?。該方法將滑模變結(jié)構(gòu)控制理論引入到主動(dòng)型膝上假肢的控制中，在保留了傳統(tǒng)滑?？刂频目垢蓴_能力和快速響應(yīng)等優(yōu)點(diǎn)的同時(shí)，削弱了控制量的抖振程度，使模型系統(tǒng)的跟蹤誤差能夠在有限時(shí)間內(nèi)收斂到零。

本發(fā)明解決所述技術(shù)問題的技術(shù)方案是，提供一種基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒?，其特征在于該方法包括以下步驟：

第一步，離線采集患者的基本信息數(shù)據(jù)，生成數(shù)據(jù)報(bào)告；

在患者膝關(guān)節(jié)、大腿、小腿、踝關(guān)節(jié)、腳趾和足跟六個(gè)部位左右側(cè)各粘貼一個(gè)表面涂有反光物質(zhì)的紅外反光球；通過viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)中的mx紅外拍攝頭捕捉紅外反光球的運(yùn)動(dòng)軌跡，將患者的身高、體重、腿長(zhǎng)、骻寬度、膝關(guān)節(jié)寬度和踝關(guān)節(jié)寬度數(shù)據(jù)傳輸?shù)絧c主機(jī)的viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)軟件中獲取患者在不同路況條件下的膝關(guān)節(jié)角度信號(hào)和踝關(guān)節(jié)角度信號(hào)，并生成數(shù)據(jù)報(bào)告；

第二步，建立人體下肢動(dòng)力學(xué)模型；

在人體正常行走時(shí)，根據(jù)行走過程中足部是否與地面接觸，可將一個(gè)步態(tài)周期分為支撐期和擺動(dòng)期；

當(dāng)人體下肢處于擺動(dòng)期時(shí)，擺動(dòng)期下肢動(dòng)力學(xué)模型簡(jiǎn)化為二連桿模型，對(duì)于該二連桿模型，擺動(dòng)期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，

g1＝(mst1rst1+mst2lst1)gcos(qst1)+mst2rst2gcos(qst1+qst2)

g2＝mst2rst2gcos(qst1+qst2)

其中大腿部分和小腿部分長(zhǎng)度分別以lst1、lst2表示，大腿部分和小腿部分質(zhì)心位置分別以rst1、rst2表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角位移分別以qst1、qst2表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角速度分別以表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角加速度分別以表示，大腿和小腿質(zhì)量分別用mst1、mst2，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)力矩分別以τst1、τst2表示；

擺動(dòng)期的控制主要在于膝關(guān)節(jié)的控制，由式(1)可以得到擺動(dòng)期膝關(guān)節(jié)力矩為：

將髖關(guān)節(jié)角度看做隨時(shí)間變化的函數(shù)，對(duì)式(2)進(jìn)行整理，可以得到擺動(dòng)期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，qst＝qst2，hst＝0，tst＝τst2，

當(dāng)人體下肢處于支撐期時(shí)，支撐期下肢動(dòng)力學(xué)模型簡(jiǎn)化為二連桿模型，對(duì)于該二連桿模型，其動(dòng)力學(xué)模型與擺動(dòng)期的形式相同，但是在支撐期需要考慮人體軀干的重力在膝關(guān)節(jié)處產(chǎn)生的力矩；由于踝關(guān)節(jié)主要起到支撐作用，不提供主動(dòng)力，因此不對(duì)踝關(guān)節(jié)進(jìn)行控制，由此可以得到支撐期膝關(guān)節(jié)力矩為：

將踝關(guān)節(jié)角度看做隨時(shí)間變化的函數(shù)，對(duì)式(4)進(jìn)行整理，可以得到支撐期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，qsw＝qsw2，hsw＝0，tsw＝τsw2，

th＝-m3gcos(qsw1+qsw2)

其中小腿部分和大腿部分長(zhǎng)度分別以lsw1、lsw2表示，小腿部分和大腿部分質(zhì)心位置分別以rsw1、rsw2表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角位移分別以qsw1、qsw2表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角速度分別以表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角加速度分別以表示，小腿和大腿質(zhì)量分別用msw1、msw2，踝關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)力矩分別以τsw1、τsw2表示，th為人體軀干的重力在膝關(guān)節(jié)處的力矩，m3為人體軀干部分的質(zhì)量；

可以看出支撐期和擺動(dòng)期的下肢動(dòng)力學(xué)模型如式(6)，

第三步，干擾觀測(cè)器的設(shè)計(jì)；

設(shè)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)存在外界干擾d，令x1＝q，u＝t為膝關(guān)節(jié)的輸入力矩，動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)如下：

對(duì)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)設(shè)計(jì)干擾觀測(cè)器如下：

其中是干擾觀測(cè)器對(duì)x2的估計(jì)值，是對(duì)d的估計(jì)值，k1、k2是干擾觀測(cè)器的系數(shù)，記

下面分析干擾觀測(cè)器對(duì)干擾觀測(cè)的準(zhǔn)確程度：

設(shè)d為慢時(shí)變信號(hào)，因此的值很小，當(dāng)k1取較大時(shí)，則有那么可以得到：

當(dāng)k2＞0時(shí)，當(dāng)時(shí)，因此當(dāng)t→∞時(shí)，表明通過采用該觀測(cè)器，能夠?qū)進(jìn)行有效的觀測(cè)，從而實(shí)現(xiàn)對(duì)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)擾動(dòng)的補(bǔ)償；

第四步，終端滑?？刂破鞯脑O(shè)計(jì)；

終端滑模控制的滑模面選擇為：

其中c為滑模系數(shù)；e為跟蹤誤差；為了保證終端滑?？刂葡到y(tǒng)的全局魯棒性，對(duì)于p(t)須有：當(dāng)t＝0時(shí)，p(0)＝e(0)，為了確保終端滑?？刂葡到y(tǒng)能夠在t時(shí)刻跟蹤上期望輸出，p(t)應(yīng)滿足當(dāng)t＝t時(shí)，p(t)＝0，構(gòu)造如下p(t)多項(xiàng)式：

由t＝t時(shí)，p(t)＝0，解得：

對(duì)滑模面s求導(dǎo)可得：

其中x1d為期望輸出，e＝x1-x1d，

因此控制律設(shè)計(jì)為：

其中

將us帶入式(13)可以得到

終端滑?？刂葡到y(tǒng)的穩(wěn)定性分析過程如下：

首先取李雅普諾夫函數(shù)為：

對(duì)于李雅普諾夫函數(shù)，其導(dǎo)數(shù)為：

取閉環(huán)系統(tǒng)的李雅普諾夫函數(shù)為v＝v1+v2，根據(jù)式(9)和式(15)可得：

當(dāng)時(shí)，s≡0根據(jù)李雅普諾夫穩(wěn)定性判據(jù)，終端滑模控制系統(tǒng)穩(wěn)定；

由于p(0)＝e(0)，所以s(0)＝0，表明終端滑?？刂葡到y(tǒng)在初始時(shí)刻已經(jīng)在滑模面上，從而保證了終端滑?？刂葡到y(tǒng)的全局穩(wěn)定性和魯棒性；設(shè)計(jì)p(t)＝0，是為了保證e(t)＝0，并且滿足式(11)求解的需要，從而保證跟蹤誤差在規(guī)定時(shí)間內(nèi)收斂到零。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明有益效果在于：

(1)相較于專家控制，專家控制只能根據(jù)傳感器信號(hào)判斷出當(dāng)前運(yùn)動(dòng)狀態(tài)所屬的階段進(jìn)而基于對(duì)應(yīng)的控制模型計(jì)算出控制量，其控制目標(biāo)是按照專家系統(tǒng)預(yù)先設(shè)計(jì)好的軌跡進(jìn)行運(yùn)動(dòng)，是一種分段開環(huán)控制方法，無法根據(jù)外界干擾進(jìn)行相應(yīng)調(diào)節(jié)，一旦系統(tǒng)中由于各種原因出現(xiàn)擾動(dòng)，就會(huì)導(dǎo)致控制效果變差。本方法屬于閉環(huán)控制，可以根據(jù)外界干擾進(jìn)行相應(yīng)調(diào)節(jié)，有更好的魯棒性和抗干擾能力，能對(duì)假肢有更好的控制效果。

(2)相較于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制，由于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)需要對(duì)假肢系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型進(jìn)行在線辨識(shí)，而神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的結(jié)構(gòu)一般比較復(fù)雜，復(fù)雜的網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)會(huì)增加微處理器的運(yùn)行負(fù)擔(dān)，使控制過程的實(shí)時(shí)性變差。本方法響應(yīng)速度快，無需系統(tǒng)在線辨識(shí)，能跟蹤復(fù)雜的非線性系統(tǒng)，用于主動(dòng)型下肢假肢的控制中具有很好的實(shí)時(shí)性。

(3)滑?？刂凭哂锌焖夙憫?yīng)、對(duì)參數(shù)變化及擾動(dòng)不靈敏、能跟蹤復(fù)雜的非線性系統(tǒng)等優(yōu)點(diǎn)，但也存在引起系統(tǒng)抖振、跟蹤誤差無法在有限時(shí)間收斂到零的缺點(diǎn)，抖振會(huì)影響控制的精度，增加能量的消耗，甚至損壞控制器的執(zhí)行機(jī)構(gòu)。本方法通過設(shè)計(jì)干擾觀測(cè)器對(duì)模型系統(tǒng)的誤差和外界干擾進(jìn)行估計(jì)并補(bǔ)償，削弱了控制量的抖陣程度；通過設(shè)計(jì)非線性的終端滑模面，保證了模型系統(tǒng)的全局穩(wěn)定性和魯棒性，并且使跟蹤誤差能夠在規(guī)定時(shí)間內(nèi)收斂到零。

附圖說明

圖1為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑模控制方法一種實(shí)施例的下肢擺動(dòng)期動(dòng)力學(xué)模型示意圖；

圖2為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒ㄒ环N實(shí)施例的下肢支撐期動(dòng)力學(xué)模型示意圖；

圖3為正常人平地行走時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度曲線圖；

圖4為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒▽?shí)施例1的控制效果圖；(其中：圖4(a)為平地行走時(shí)終端滑?？刂破鞲櫮繕?biāo)曲線效果圖；圖4(b)為平地行走時(shí)干擾觀測(cè)器對(duì)擾動(dòng)的觀測(cè)效果圖；圖4(c)為平地行走時(shí)干擾觀測(cè)器的誤差曲線)

圖5為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒▽?shí)施例2的控制效果圖；(其中：圖5(a)為上樓梯時(shí)終端滑模控制器跟蹤目標(biāo)曲線效果圖；圖5(b)為上樓梯時(shí)干擾觀測(cè)器對(duì)擾動(dòng)的觀測(cè)效果圖；圖5(c)為上樓梯時(shí)干擾觀測(cè)器的誤差曲線)

圖6為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒▽?shí)施例3的控制效果圖；(其中：圖6(a)為下樓梯時(shí)終端滑模控制器跟蹤目標(biāo)曲線效果圖；圖6(b)為下樓梯時(shí)干擾觀測(cè)器對(duì)擾動(dòng)的觀測(cè)效果圖；圖6(c)為下樓梯時(shí)干擾觀測(cè)器的誤差曲線)

圖7為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒▽?shí)施例4的控制效果圖；(其中：圖7(a)為上斜坡時(shí)終端滑模控制器跟蹤目標(biāo)曲線效果圖；圖7(b)為上斜坡時(shí)干擾觀測(cè)器對(duì)擾動(dòng)的觀測(cè)效果圖；圖7(c)為上斜坡時(shí)干擾觀測(cè)器的誤差曲線)

圖8為本發(fā)明基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑模控制方法實(shí)施例5的控制效果圖；(其中：圖8(a)為下斜坡時(shí)終端滑模控制器跟蹤目標(biāo)曲線效果圖；圖8(b)為下斜坡時(shí)干擾觀測(cè)器對(duì)擾動(dòng)的觀測(cè)效果圖；圖8(c)為下斜坡時(shí)干擾觀測(cè)器的誤差曲線)

圖9為使用matlab7.0軟件中的simulink模塊對(duì)控制過程進(jìn)行仿真驗(yàn)證的結(jié)構(gòu)圖；

具體實(shí)施方式

下面給出本發(fā)明的具體實(shí)施例。具體實(shí)施例僅用于進(jìn)一步詳細(xì)說明本發(fā)明，不限制本申請(qǐng)權(quán)利要求的保護(hù)范圍。

本發(fā)明提出了一種基于干擾觀測(cè)器的主動(dòng)型膝上假肢終端滑?？刂品椒?簡(jiǎn)稱方法)，其特征在于該方法包括以下步驟：

第一步，離線采集患者的基本信息數(shù)據(jù)，生成數(shù)據(jù)報(bào)告；

利用國(guó)家康復(fù)輔具研究中心的vicon步態(tài)分析系統(tǒng)對(duì)患者下肢運(yùn)動(dòng)信息進(jìn)行采集；vicon系統(tǒng)采用了被動(dòng)式光學(xué)運(yùn)動(dòng)捕捉的原理，在患者膝關(guān)節(jié)、大腿、小腿、踝關(guān)節(jié)、腳趾和足跟六個(gè)部位左右側(cè)各粘貼一個(gè)表面涂有反光物質(zhì)的紅外反光球；通過viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)中的mx紅外拍攝頭捕捉紅外反光球的運(yùn)動(dòng)軌跡，將患者的身高、體重、腿長(zhǎng)、骻寬度、膝關(guān)節(jié)寬度和踝關(guān)節(jié)寬度數(shù)據(jù)傳輸?shù)絧c主機(jī)的viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)軟件中，先初始化建立靜態(tài)模型并仿真出行走視頻，生成完整的步態(tài)數(shù)據(jù)，最后加載動(dòng)態(tài)模型，用polygon軟件導(dǎo)出數(shù)據(jù)，最終獲取患者在不同路況條件下的髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度信號(hào)，并生成數(shù)據(jù)報(bào)告；其中數(shù)據(jù)傳輸過程為：任一個(gè)紅外反光球被兩臺(tái)mx紅外拍攝頭同時(shí)所見，根據(jù)此刻mx紅外拍攝頭拍攝的圖像和mx紅外拍攝頭參數(shù)，即可確定該點(diǎn)的位置，進(jìn)而捕捉紅外反光球的運(yùn)動(dòng)軌跡；mx紅外拍攝頭將數(shù)據(jù)通過mxnet傳輸?shù)絤xlink中，最后數(shù)據(jù)經(jīng)由mxlink傳輸至pc主機(jī)中的viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)的軟件部分中；

viconmx三維步態(tài)分析系統(tǒng)包括硬件部分和軟件部分；所述硬件部分包括六個(gè)mx紅外拍攝頭、mxnet、mxlink、mxcontrol和pc主機(jī)；所述mx紅外拍攝頭通過mxnet與mxlink連接；所述mxlink與pc主機(jī)連接；mxnet與mxcontrol連接；mxnet用于為mx紅外拍攝頭提供電源，且使mx紅外拍攝頭與pc主機(jī)或mxlink進(jìn)行數(shù)據(jù)交換；mxlink具有增強(qiáng)數(shù)據(jù)傳輸?shù)墓δ?；vicon軟件均安裝于該pc主機(jī)內(nèi)；所述軟件部分中的workstation是vicon系統(tǒng)核心處理軟件，用于設(shè)置和校準(zhǔn)vicon動(dòng)作捕捉系統(tǒng)，捕捉和處理動(dòng)作數(shù)據(jù)。workstation利用各mx紅外拍攝頭處理后圖像數(shù)據(jù)，綜合校準(zhǔn)數(shù)據(jù)，重新生成3d動(dòng)作數(shù)據(jù)。在此軟件中能夠查閱和控制此3d數(shù)據(jù)，還可以傳遞至其它vicon操作軟件，進(jìn)行分析和使用，或者送至第三方應(yīng)用裝置，如用于數(shù)字動(dòng)畫或虛擬環(huán)境中進(jìn)行后續(xù)操作。

第二步，建立人體下肢動(dòng)力學(xué)模型；

在人體正常行走時(shí)，根據(jù)行走過程中足部是否與地面接觸，可將一個(gè)步態(tài)周期分為支撐期和擺動(dòng)期；其中，支撐期是指足部與地面接觸的時(shí)期，支撐身體的重量實(shí)現(xiàn)重心轉(zhuǎn)移；擺動(dòng)期是指支撐期過后，足部完全騰空的時(shí)期；因?yàn)槿梭w行走過程中擺動(dòng)期和支撐期的運(yùn)動(dòng)形式存在較為明顯的差異，所以下面分別對(duì)擺動(dòng)期和支撐期進(jìn)行動(dòng)力學(xué)建模；

當(dāng)人體下肢處于擺動(dòng)期時(shí)，擺動(dòng)期下肢動(dòng)力學(xué)模型簡(jiǎn)化為二連桿模型如圖1所示，對(duì)于該二連桿模型，擺動(dòng)期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，

g1＝(mst1rst1+mst2lst1)gcos(qst1)+mst2rst2gcos(qst1+qst2)

g2＝mst2rst2gcos(qst1+qst2)

其中大腿部分和小腿部分長(zhǎng)度分別以lst1、lst2表示，大腿部分和小腿部分質(zhì)心位置分別以rst1、rst2表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角位移分別以qst1、qst2表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角速度分別以表示，髖關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角加速度分別以表示，大腿和小腿質(zhì)量分別用mst1、mst2，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)力矩分別以τst1、τst2表示；

對(duì)于膝上截肢的殘疾人而言，其大腿部分仍保留有部分殘肢，可以認(rèn)為其髖關(guān)節(jié)功能是正常的，無需控制；擺動(dòng)期的控制主要在于膝關(guān)節(jié)的控制，由式(1)可以得到擺動(dòng)期膝關(guān)節(jié)力矩為：

將髖關(guān)節(jié)角度看做隨時(shí)間變化的函數(shù)，對(duì)式(2)進(jìn)行整理，可以得到擺動(dòng)期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，qst＝qst2，hst＝0，tst＝τst2，

當(dāng)人體下肢處于支撐期時(shí)，支撐期下肢動(dòng)力學(xué)模型簡(jiǎn)化為二連桿模型如圖2所示，對(duì)于該二連桿模型，其動(dòng)力學(xué)模型與擺動(dòng)期的形式相同，但是在支撐期需要考慮人體軀干的重力在膝關(guān)節(jié)處產(chǎn)生的力矩；由于踝關(guān)節(jié)主要起到支撐作用，不必提供主動(dòng)力，因此可以不對(duì)踝關(guān)節(jié)進(jìn)行控制，由此可以得到支撐期膝關(guān)節(jié)力矩為：

將踝關(guān)節(jié)角度看做隨時(shí)間變化的函數(shù)，對(duì)式(4)進(jìn)行整理，可以得到支撐期的動(dòng)力學(xué)模型如下：

其中，qsw＝qsw2，hsw＝0，tsw＝τsw2，

th＝-m3gcos(qsw1+qsw2)

其中小腿部分和大腿部分長(zhǎng)度分別以lsw1、lsw2表示，小腿部分和大腿部分質(zhì)心位置分別以rsw1、rsw2表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角位移分別以qsw1、qsw2表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角速度分別以表示，踝關(guān)節(jié)部分和膝關(guān)節(jié)部分的角加速度分別以表示，小腿和大腿質(zhì)量分別用msw1、msw2，踝關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)力矩分別以τsw1、τsw2表示，th為人體軀干的重力在膝關(guān)節(jié)處的力矩，m3為人體軀干部分的質(zhì)量；

可以看出支撐期和擺動(dòng)期的下肢動(dòng)力學(xué)模型如式(6)，

因此在設(shè)計(jì)干擾觀測(cè)器和控制律時(shí)，在支撐期和擺動(dòng)期所采用的方法是相同的；

第三步，干擾觀測(cè)器的設(shè)計(jì)；

設(shè)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)存在外界干擾d，令x1＝q，u＝tu＝t為膝關(guān)節(jié)的輸入力矩，動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)如下：

對(duì)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)設(shè)計(jì)干擾觀測(cè)器如下：

其中是干擾觀測(cè)器對(duì)x2的估計(jì)值，是對(duì)d的估計(jì)值，k1、k2是干擾觀測(cè)器的系數(shù)，記

下面分析干擾觀測(cè)器對(duì)干擾觀測(cè)的準(zhǔn)確程度：

設(shè)d為慢時(shí)變信號(hào)，因此的值很小，當(dāng)k1取較大時(shí)，則有那么可以得到：

當(dāng)k2＞0時(shí)，當(dāng)時(shí)，因此當(dāng)t→∞時(shí)，表明通過采用該觀測(cè)器，能夠?qū)進(jìn)行有效的觀測(cè)，從而實(shí)現(xiàn)對(duì)動(dòng)力學(xué)模型系統(tǒng)擾動(dòng)的補(bǔ)償；

第四步，終端滑?？刂破鞯脑O(shè)計(jì)；

終端滑模控制的滑模面選擇為：

其中c為滑模系數(shù)；e為跟蹤誤差；為了保證終端滑?？刂葡到y(tǒng)的全局魯棒性，對(duì)于p(t)須有：當(dāng)t＝0時(shí)，p(0)＝e(0)，為了確保終端滑?？刂葡到y(tǒng)能夠在t時(shí)刻跟蹤上期望輸出，p(t)應(yīng)滿足當(dāng)t＝t時(shí)，p(t)＝0，構(gòu)造如下p(t)多項(xiàng)式：

由t＝t時(shí)，p(t)＝0，解得：

對(duì)滑模面s求導(dǎo)可得：

其中x1d為期望輸出，e＝x1-x1d，

因此控制律設(shè)計(jì)為：

其中

將us帶入式(13)可以得到

終端滑?？刂葡到y(tǒng)的穩(wěn)定性分析過程如下：

首先取李雅普諾夫函數(shù)為：

對(duì)于李雅普諾夫函數(shù)，其導(dǎo)數(shù)為：

取閉環(huán)系統(tǒng)的李雅普諾夫函數(shù)為v＝v1+v2，根據(jù)式(9)和式(15)可得：

當(dāng)時(shí)，s≡0根據(jù)李雅普諾夫穩(wěn)定性判據(jù)，終端滑?？刂葡到y(tǒng)穩(wěn)定；

由于p(0)＝e(0)，所以s(0)＝0，表明終端滑?？刂葡到y(tǒng)在初始時(shí)刻已經(jīng)在滑模面上，從而保證了終端滑?？刂葡到y(tǒng)的全局穩(wěn)定性和魯棒性；設(shè)計(jì)p(t)＝0，是為了保證e(t)＝0，并且滿足式(11)求解的需要，從而保證跟蹤誤差在規(guī)定時(shí)間內(nèi)收斂到零。

在干擾觀測(cè)器與終端滑模控制器設(shè)計(jì)好后，使用matlab7.0軟件中的simulink模塊對(duì)主動(dòng)型膝上假肢終端滑模控制進(jìn)行平地行走仿真驗(yàn)證，其結(jié)構(gòu)如圖9所示。圖中左側(cè)為控制假肢運(yùn)動(dòng)所需要的數(shù)據(jù)，分別為膝關(guān)節(jié)角度、踝關(guān)節(jié)角度和髖關(guān)節(jié)角度。右側(cè)為基于干擾觀測(cè)器的終端滑?？仄鞯慕Y(jié)構(gòu)。ndo為非線性干擾觀測(cè)器，tsmc為終端滑?？刂破鳎琾lane為主動(dòng)型膝上假肢模型，ytsmc為假肢模型系統(tǒng)的輸出，輸出的量是膝關(guān)節(jié)角度。

主動(dòng)型膝上假肢模型中的參數(shù)包括人體各體段的質(zhì)量、長(zhǎng)度以及質(zhì)心位置，這些參數(shù)可以通過國(guó)家質(zhì)量監(jiān)督檢驗(yàn)檢疫總局和國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)化管理委員會(huì)聯(lián)合發(fā)布的gb/t19245-2004《成年人人體慣性參數(shù)》和gb/t10000-88《成年人人體尺寸》兩項(xiàng)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)計(jì)算得到，實(shí)施例1-5中取小腿長(zhǎng)度lsw1＝lst2＝0.39m，大腿長(zhǎng)度lst1＝lsw2＝0.42m，小腿質(zhì)量msw1＝mst2＝2.2kg，大腿質(zhì)量mst1＝msw2＝8.5kg，軀干質(zhì)量m3＝36.71kg，小腿質(zhì)心位置rsw1＝0.22m，rst2＝0.17m，大腿質(zhì)心位置rsw2＝0.25m，rst1＝0.17m。所需的角度數(shù)據(jù)利用國(guó)家康復(fù)輔具研究中心的vicon步態(tài)分析系統(tǒng)對(duì)下肢運(yùn)動(dòng)信息進(jìn)行采集，平地行走時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度如圖3所示。

在實(shí)施例1-5中，由于動(dòng)力學(xué)模型過于復(fù)雜時(shí)會(huì)對(duì)終端滑?？刂破鞯脑O(shè)計(jì)帶來很大的困擾，并且影響控制器的穩(wěn)定性，為了簡(jiǎn)化動(dòng)力學(xué)模型，在建模的時(shí)候沒有將踝關(guān)節(jié)力矩考慮進(jìn)去，因此將其當(dāng)做未建模動(dòng)態(tài)，看成“干擾”，并使用干擾觀測(cè)器進(jìn)行觀測(cè)，踝關(guān)節(jié)力矩記為ta，令d＝ta。

實(shí)施例1

取滑模系數(shù)c＝0.1，干擾觀測(cè)器系數(shù)k1＝1000，k2＝20，收斂時(shí)間t＝1s對(duì)平地行走進(jìn)行仿真控制。圖4(a)是平地行走時(shí)終端滑模控制器的控制效果，從圖中可見，在平地行走時(shí)終端滑模控制器有很好的控制效果，能夠快速、精確的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。圖4(b)是平地行走時(shí)干擾觀測(cè)器的估計(jì)值與實(shí)際值的對(duì)比，圖4(c)是干擾觀測(cè)器的誤差曲線，可以看出干擾觀測(cè)器的估計(jì)值很好的逼近了實(shí)際值，并且兩者的誤差在-0.04n·m/kg～0.04n·m/kg之間，對(duì)于實(shí)際值很小，在誤差允許范圍內(nèi)。

實(shí)施例2

取滑模系數(shù)c＝0.1，干擾觀測(cè)器系數(shù)k1＝800，k2＝15，輸入上樓梯時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度，對(duì)上樓梯過程進(jìn)行仿真驗(yàn)證，結(jié)果如圖5(a)、圖5(b)、圖5(c)所示，可以看出干擾觀測(cè)器能有效地對(duì)干擾進(jìn)行觀測(cè)，終端滑?？刂破髂軌蚩焖?、精確的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。

實(shí)施例3

取滑模系數(shù)c＝0.1，干擾觀測(cè)器系數(shù)k1＝800，k2＝20，輸入下樓梯時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度，對(duì)下樓梯過程進(jìn)行仿真驗(yàn)證，結(jié)果如圖6(a)、圖6(b)、圖6(c)所示，可以看出干擾觀測(cè)器能有效地對(duì)干擾進(jìn)行觀測(cè)，終端滑?？刂破髂軌蚩焖佟⒕_的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。

實(shí)施例4

取滑模系數(shù)c＝0.2，干擾觀測(cè)器系數(shù)k1＝1000，k2＝15，輸入上斜坡時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度，對(duì)上斜坡過程進(jìn)行仿真驗(yàn)證，結(jié)果如圖7(a)、圖7(b)、圖7(c)所示，可以看出干擾觀測(cè)器能有效地對(duì)干擾進(jìn)行觀測(cè)，終端滑模控制器能夠快速、精確的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。

實(shí)施例5

取滑模系數(shù)c＝0.2，干擾觀測(cè)器系數(shù)k1＝1000，k2＝20，輸入下斜坡時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)角度，對(duì)下斜坡過程進(jìn)行仿真驗(yàn)證，結(jié)果如圖8(a)、圖8(b)、圖8(c)所示，可以看出干擾觀測(cè)器能有效地對(duì)干擾進(jìn)行觀測(cè)，終端滑?？刂破髂軌蚩焖?、精確的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。

從以上實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看出：對(duì)于五種地形，干擾觀測(cè)器均能有效地對(duì)干擾進(jìn)行觀測(cè)，終端滑?？刂破骶泻芎玫目刂菩Ч軌蚩焖?、精確的跟蹤上正常人行走時(shí)的角度曲線。

本發(fā)明未述及之處適用于現(xiàn)有技術(shù)。