一种基于躯干晃动的康复装置行走速度控制方法

技术领域

本发明涉及一种行走速度控制方法，特别是涉及一种基于躯干晃动的康复装置行走速 度控制方法，属于康复工程技术领域。康复装置为可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的简 称。

背景技术

近年来，由于经济技术的快速发展，交通运输工具越来越多，据相关调查数据显示， 中国的交通事故率是发达国家的8倍，因交通事故而造成神经中枢损伤或者肢体损伤的人 数一直呈上升趋势。同时，随着人民生活水平的提高，目前患心脑血管疾病或神经系统疾 病的人越来越多，而且在年龄上也呈现年轻化趋势，这类患者多数伴有偏瘫症状。对完全 瘫痪的患者而言，纯粹的药物治疗和手术治疗无法使患者彻底康复，因此，需要借助康复 工程的手段去改善或代替瘫痪病人失去的功能。可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置，穿戴 在使用者下肢及腰背部，为用户提供诸如助力、保护、身体支撑等功能，同时又融合了传 感、控制、信息获取、移动计算等机器人技术，使得该机械腿康复装置能在用户的控制下 完成一定的功能和任务，是典型人机一体化系统。这种康复装置可以减少截瘫病人长期卧 床或者坐轮椅引起的压疮和肌肉萎缩等疾病，帮助他们站立和行走，提高其生活质量，并 减轻患者家庭和社会的经济负担，研究开发更符合用户体验的更协调可控自适应的可穿戴 仿生外骨骼机械腿康复装置具有十分重要的实际意义。

发明内容

本发明的目的针对现有技术的不足，提供一种基于躯干晃动的可穿戴仿生外骨骼机械 腿行走速度控制方法，对行走速度进行可变控制，使用户得到期望的行走速度。

本发明康复装置为可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的简称。

本发明目的通过如下技术方案实现：

一种基于躯干晃动的康复装置行走速度控制方法包括如下步骤：

1)行走触发状态速度控制：控制模块通过传感器采集到的信号判断康复装置用户由平 行站立状态向行走状态转换时，控制模块控制髋部电机和膝部电机的转速，使得髋部电机 初始转速为v₀₀，膝部电机转速为v₁₀；用户行走速度为V₀；

所述用户由平行站立状态向行走状态转换满足如下条件C5、C6和C7；其中C5：C6：(F_pr‐F_pl)/F_p>80％；C7：F_C>0，(F_cr‐F_Cl)/F_C>40％；

所述∠_前后为以躯干垂直地面为基准，躯干前后倾斜的角度，前倾为正，后倾为负；∠_左右为以躯干垂直地面为基准，躯干左右倾斜的角度，左倾为正，右倾为负；F_C为去除拐杖自 身重力后，左右拐杖触地端所受总压力；F_Cl为左拐杖压力，F_Cr.为右拐杖压力；F_P为左右脚 底总压力；F_pl为左脚单独压力；F_pr为右脚单独压力；

2)持续行走状态速度控制：控制模块持续监测用户的姿态，若用户处于持续行走状态， 控制模块通过持续接收倾角传感器的数据，计算出连续多次躯干晃动的频率f；若f_l<f<f_h， 则控制模块控制髋部电机的转速v_0f和膝部电机的转速v_1f分别为：

$v_{0f}=\frac{v_{0max}-v_{0min}}{f_h-f_l}(f-f_l)+v_{0\min }$(公式1)

$v_{1f}=\frac{v_{1max}-v_{1min}}{f_h-f_l}(f-f_l)+v_{1min}$(公式2)

其中v_0max为行走过程中髋部电机的最大转度，v_0min为行走过程中髋部电机的最小转 度；v_1max为行走过程中膝部电机的最大转度；v_1min为行走过程中髋部电机的最小转度； f_h为躯干晃动的最大频率，f_h取值为2Hz～3Hz；f_l为躯干晃动的最小频率，f_l取值为 0.05Hz～0.03Hz；

3)一脚前一脚后状态触发行走过程的速度控制：若用户一次迈步动作结束，进入一脚 前一脚后状态，经过20s～30s后，再次触发迈步动作时，则控制髋部电机的转速为v₀₀，膝 部电机的转速为v₁₀，使用户以初始速度V₀行走。

为进一步实现本发明目的，优选地，所述平行站立状态为用户同时满足条件C1、C2、 C3和C4；其中C1：C3：|F_pl‐F_pr|/F_p<10％；C4：F_C>0,|F_Cl‐F_cr|/F_C<5％；∠_膝为大腿支架与小腿支架之间角度。

优选地，所述v₀₀为v₁₀为V₀为0.5m/s～0.8m/s。

优选地，所述v_0max取值为v_0min取值为v_1max取值为 v_1min取值为

优选地，所述连续多次躯干晃动的频率f通过如下方法计算：T为多次迈步动 作中所有迈步动作所用的时间和加上每一次迈步动作结束后躯干恢复直立到第下一次躯干 前倾触发迈步动作的时间间隔和；如果多次为5次； $T=\frac{t1+\Delta t1+t2+\Delta t2+t3+\Delta t3+t4+\Delta t4+t5+\Delta t5}{5},$t1是第一次迈步动作所用时间，Δt1是 第一次迈步动作结束，躯干恢复直立到第二次躯干前倾触发迈步动作的时间间隔； t2,t3,t4,t5分别是第二、三、四、五次迈步动作所用时间，Δt2是第二次迈步动作结束到 第三次迈步动作开始的时间间隔，Δt3是第三次迈步动作结束到第四次迈步动作开始的时间 间隔，Δt4是第四次迈步动作结束到第五次迈步动作开始的时间间隔。

优选地，所述持续行走状态的最大速度控制：若控制模块检测到用户躯干晃动的频率 f>f_H，则控制髋部电机的转速v₀和电机的转速v₁不再增大，此时用户以最大速度行走；为 保障用户的安全，当速度为最大值时，控制模块向语音模块发出消息，提醒用户已达最大 速度。

优选地，所述持续行走状态的最小速度控制：若控制模块检测到用户躯干晃动的频率 f<f_L，则控制髋部电机的转速v₀和电机的转速v₁不再减小，此时用户以最小速度行走；为 保障用户能稳定完成一次迈腿动作，当速度为最小值时，控制模块向语音模块发出消息， 提醒用户已达最小速度，注意使用拐杖保持身体平衡。

优选地，所述传感器包括左腿髋部电机角度传感器、右腿髋部电机角度传感器、左腿 膝部电机角度传感器、右腿膝部电机角度传感器、左脚脚底压力传感器、右脚脚底压力传 感器和躯干倾角传感器；控制模块分别与左腿髋部电机角度传感器、右腿髋部电机角度传 感器、左腿膝部电机角度传感器、右腿膝部电机角度传感器、左脚脚底压力传感器、右脚 脚底压力传感器和躯干倾角传感器连接；所述控制模块还分别与左腿髋部电机、右腿髋部 电机、左腿膝部电机和右腿膝部电机连接。

优选地，所述康复装置的躯干支架绑定在用户上身；大腿支架绑定在用户大腿上，小 腿支架绑定在用户小腿上；脚部支撑板设置在用户脚底；躯干支架与大腿支架通过髋部电 机连接；髋部电机的定子与躯干支架固定，髋部电机的转子与大腿支架固定；大腿支架与 小腿支架分别膝部电机的定子和转子连接；膝部电机连接着大腿支架与小腿支架并控制两 者相对角度运动；小腿支架与脚部支撑板活动连接。

相对于现有技术，本发明具有如下优点：

本发明采用闭环控制方法，不断监测用户躯干晃动的频率，以对行走速度进行实时可 变的控制；用户根据躯干晃动的频率实现了对行走速度的变化控制，使用户在行走过程中 可主动获得自己期望的速度；在行走过程中限制了电机的最大最小转速，保障用户的安全； 用户在行走触发状态，以及在行走过程中休息，进入一脚前一脚后状态，再次触发行走时， 设置电机转速初始转速，此速度为用户长期行走过程的中统计的期望速度。

附图说明

图1为可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置整体机械结构图；

图2为可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置核心功能模块框图；

图3(a)为从右前方观察的支架角度示意图；

图3(b)为从右方观察的支架角度示意图；

图4(a)为从右方观察的躯干前倾角示意图；

图4(b)为从右方观察的躯干后倾角示意图；

图4(c)为从前方观察的躯干左倾角与右倾角示意图；

图5为行走触发过程迈步动作分解示意图；

图6为持续行走过程迈步动作分解示意图；

图7为行走过程中躯干晃动频率计算示意图；

图8为本发明基于躯干晃动的仿生外骨骼机械腿行走速度控制方法的流程图。

图中示出：躯干支架1、大腿支架2、小腿支架3、髋部电机4、髋部电机角度传感器5、 膝部电机6、膝部电机角度传感器7、脚底压力传感器8、躯干倾角传感器9、绑带10、控 制模块11、腕表12、拐杖13、触地压力传感器14、脚部支撑板15、语音模块16、左腿髋 部电机角度传感器5_1、右腿髋部电机角度传感器5_2、左腿膝部电机角度传感器7_1、右 腿膝部电机角度传感器7_2、左脚脚底压力传感器8_1、右脚脚底压力传感器8_2、左拐杖 触地压力传感器14_1、右拐杖触地压力传感器14_2、左腿髋部电机4_1、右腿髋部电机4_2、 左腿膝部电机6_1和右腿膝部电机6_2。

具体实施方式

下面结合附图对本发明做进一步的说明，但实施方式不构成对本发明保护范围的限定。

图1是可穿戴仿生外骨骼机械腿康复装置的整体机械结构示意图。如图1所示，外骨 骼机械腿康复装置主要包括躯干支架1、大腿支架2、小腿支架3、髋部电机4、髋部电机 角度传感器5、膝部电机6、膝部电机角度传感器7、脚底压力传感器8、躯干倾角传感器 9、控制模块11、腕表12、拐杖13、触地压力传感器14、脚部支撑板15、语音提示模块 16；其中，髋部电机4包括左腿髋部电机4_1和右腿髋部电机4_2；髋部电机角度传感器5 包括左腿髋部电机角度传感器5_1和右腿髋部电机角度传感器5_2；膝部电机6包括左腿 膝部电机6_1和右腿膝部电机6_2；膝部电机角度传感器7包括左腿膝部电机角度传感器 7_1和右腿膝部电机角度传感器7_2；脚底压力传感器8包括左脚脚底压力传感器8_1和右 脚脚底压力传感器8_2；触地压力传感器14包括左拐杖触地压力传感器14_1和右拐杖触 地压力传感器14_2；拐杖13有两根，分别通过用户的左右手握住。控制模块11设置在用 户的背部。

躯干支架1绑定在用户上身；大腿支架2绑定在用户大腿上，小腿支架3绑定在用户 小腿上；脚部支撑板15设置在用户脚底；所述的绑定通过绑带10绑定；躯干支架1与大 腿支架2通过髋部电机4连接；髋部电机4的定子与躯干支架1固定，髋部电机4的转子 与大腿支架2固定；当髋部电机4转动时，固定在定子上的躯干支架1与固定在转子上的 大腿支架2被转动的电机带动并产生相对角度运动；髋部电机4控制两者相对角度运动； 大腿支架2与小腿支架3分别膝部电机6的定子和转子连接；膝部电机6连接着大腿支架 2与小腿支架3并控制两者相对角度运动；小腿支架3与脚部支撑板15活动连接。

左腿髋部电机角度传感器5_1和右腿髋部电机角度传感器5_2分别设置在左腿髋部电 机4_1和右腿髋部电机4_2上；左腿膝部电机角度传感器7_1和右腿膝部电机角度传感器 7_2分别设置左腿膝部电机6_1和右腿膝部电机6_上；左脚脚底压力传感器8_1和右脚脚 底压力传感器8_2分别设置在左右两脚部支撑板15上；左拐杖触地压力传感器14_1和右 拐杖触地压力传感器14_2分别设置在左右两拐杖13下端。躯干倾斜传感器9安装在躯干 支架1上。

如图2所示，控制模块11分别与左腿髋部电机角度传感器5_1、右腿髋部电机角度传 感器5_2、左腿膝部电机角度传感器7_1、右腿膝部电机角度传感器7_2、左脚脚底压力传 感器8_1、右脚脚底压力传感器8_2、躯干倾斜传感器9、左拐杖触地压力传感器14_1、右 拐杖触地压力传感器14_2、腕表12连接、左腿髋部电机4_1、右腿髋部电机4_2、左腿膝 部电机6_1和右腿膝部电机6_2连接。腕表12用来手动选择运动模式；躯干倾角传感器9 检测用户躯干的倾斜角度；膝部电机角度传感器7用以检测膝部电机转角的转角；髋部电 机角度传感器5用以检测髋部电机转角；脚底压力传感器8检测脚底所受压力大小；拐杖 13用于支撑身体，行走时保持平衡等；触地压力传感器14检测拐杖13所受压力大小。

控制模块11可选用Freescale公司的i.MX6系列应用处理器，与髋部电机4和膝部 电机6的通信采用USB进行，与各种传感器的通信采用CAN进行，与腕表的通信采用无线 射频进行。

腕表12主要由无线射频模块和按钮组成，无线射频模块用于与控制模块11通信，按 钮用于选择“站立”、“坐下”和“行走”运动模式。

图3示出膝关节角度为∠_膝为大腿支架2与小腿支架3之间的夹角，左膝关节角度记为 ∠_左膝，右膝关节角度记为∠_右膝，结合正常行走状态，为保证用户的安全，限定行走过程中 膝关节角度的范围为髋关节角度记为∠_髋为大腿支架2与躯干支架1之间的夹角 左髋关节角度记为∠_左髋，右髋关节角度记为∠_右髋。

图4示出躯干前后倾角为∠_前后，如图4(a)所示，从用户的左方或右方观察，以躯干 垂直地面为基准，躯干前后倾斜的角度。躯干左右倾角为∠_左右，如图4(b)所示，以躯干 垂直地面为基准，躯干左右倾斜的角度。定义躯干倾角前、左为正，后、右为负。

图5和图6是一次迈步动作分解图，均以迈左脚为例。为说明迈步动作，做出如下定 义：1)P表示脚底压力传感器，C表示拐杖触地压力传感器。脚底总压力记为F_P，左脚单 独压力F_Pl，右脚单独压力F_Pr。拐杖压力(已去除拐杖自身重力)记为F_C，左拐杖压力F_Cl， 右拐杖压力F_Cr.。2)定义行走过程中髋部电机转速为v₀，a₀为其开始转动的加速度，‐a₀为 其结束转动的加速度；膝部电机转速为v₁，a₁为其开始转动的加速度，‐a₁为其结束转动的 加速度。a₀，a₁，v₀，v₁均由测量下肢健全者行走过程中的关节转速所得，且与可穿戴仿生 外骨骼机械腿康复装置所使用的电机参数有关。a₀的取值为a₁的取值为 对行走速度进行控制，电机转速变化范围较大，v₀的取值为v₁的取值为3)定义用户体重为G。4)本发明中阈值及取值范围均为经验值， 应用时，需对用户测试得出具体数值。

图5是行走触发过程迈步动作分解图，行走触发即用户从平行站立姿态转换为一脚在 前一脚在后状态。姿态①为平行站立姿态此时用户同时满足条件C1：即躯干保持直立，没有向前后左右倾斜；C2：即双腿直立；C3：|F_pl‐F_pr|/F_p<10％，即两脚底压力近似相等；C4：F_C>0,|F_Cl‐Fcr|/F_C<5％， 即正在使用拐杖且两拐杖触地且压力近似相等。姿态②为迈步触发状态，此时用户同时满 足条件C5：即躯干向前倾斜的角度超过阈值，躯干左 右倾斜角度在安全范围内；C6：(F_pr‐F_pl)/F_p>80％，右脚压力远远大于左脚压力；C7：F_C>0， (F_cr‐F_Cl)/F_C>40％，即拐杖触地压力传感器的压力值不为0，右拐杖触地压力大于左拐杖触 地压力；图中③、④、⑤为迈步动作过程，主要有三个阶段。阶段一：如图5中姿态③所 示，左腿髋部电机4_1开始以加速度a₀从静止匀加速至速度v₀，然后以恒定速度v₀转动， 带动用户躯干与大腿产生相对角度运动，使躯干支架1与大腿支架2之间角度∠_左髋减小； 同时左腿膝部电机6_1开始以加速度a₁从静止匀加速至速度v₁(行走过程中设置v₁＝2v₀)， 然后以恒定速度v₁转动，带动大腿与小腿产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3 之间的角度∠_左膝减小，直至控制模块11检测到控制左腿膝部电机6_1以 加速度-a₁匀减速至静止，实现姿态③：同时满足条件C5、C8：F_pl＝(0～3％)G，F_pr＝(60％～80％)G、 C9：F_C＝(20％～40％)G、C10：阶段二：如图5中姿态④所 示，左腿髋部电机4_1持续转动，直至控制模块11检测到控制左腿膝部 电机6_1反向转动，以加速度a₁匀加速至速度至v₁，然后以恒定速度v₁转动，带动大腿与 小腿产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3之间的角度∠_左膝增大，实现姿态④： 同时满足条件C1、C8、C9、C11：阶段三：如图5中姿 态⑤所示，控制模11块持续检测∠_左髋，直至检测到控制左腿髋部电机4_1 以加速度-a₀匀减速至静止。膝部电机持续以恒定速度v₁转动，直至控制模块11检测到控制左腿膝部电机6_1以加速度-a₁匀减速至静止，迈步动作结束，躯干恢 复直立状态，用户进入左脚前右脚后状态即姿态⑤，同时满足条件C1、C3、C4和C12:

图6是持续行走过程迈步动作分解图，图中所示，用户从右脚前左脚后状态转换到左 脚前右脚后状态。图6的姿态①为右脚前左脚后站立姿态，此时用户同时满足条件C1：即躯干保持直立，没有向前后左右倾斜；C3：|F_pl‐F_pr|/F_p<10％， 即两脚底压力近似相等；C4：F_C>0,|F_Cl‐Fcr|/F_C<5％，即正在使用拐杖且两拐杖触地且压力 近似相等；C13:即右脚前左脚后状态。姿态②为迈步触发状态，此时用户同时满足条件C5：即躯干向前倾斜的角度超过阈值，躯干左右倾斜角度在安全范围内；C6： (F_pr‐F_pl)/F_p>80％，右脚压力远大于左脚压力；C7：F_C>0，(F_cr‐F_Cl)/F_C>40％，即拐杖触 地压力传感器的压力值不为0，右拐杖触地压力大于左拐杖触地压力；图中③④⑤为迈步 动作过程，主要有三个阶段。阶段一：如图6中姿态③所示，右腿髋部电机、左腿髋部电 机和左膝电机同时转动。右腿髋部电机4_2开始以加速度a₀从静止匀加速至速度v₀，然后 以恒定速度v₀转动，带动用户躯干与大腿产生相对角度运动，使躯干支架1与大腿支架2 之间角度∠_右髋增大，直至控制模块11检测到(这里预留了5°的安全缓冲 区)，控制右腿髋部电机6_2以加速度-a₀匀减速至静止；左腿髋部电机4_1开始以加速度 a₀从静止匀加速至速度v₀，然后以恒定速度v₀转动，带动用户躯干与大腿产生相对角度运 动，使躯干支架1与大腿支架2之间角度∠_右髋减小；左腿膝部电机6_1开始以加速度a₁从 静止匀加速至速度v₁(行走过程中设置v₁＝2v₀)，然后以恒定速度v₁转动，带动大腿与小腿 产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3之间的角度∠_右膝减小，直至控制模块11检 测到控制右腿膝部电机6_2以加速度-a₁匀减速至静止，实现姿态③，同 时满足条件C5、C8、C9、C10、C14：阶段二：如图6中姿态④所示，左 腿髋部电机4_1持续转动，直至控制模块11检测到控制左腿膝部电机 6_1反向转动，以加速度a₁匀加速至速度至v₁，然后以恒定速度v₁转动，带动大腿与小腿 产生相对角度运动，使大腿支架2与小腿支架3之间的角度∠_左膝增大，实现姿态④：C1、 C8、C9、C11、C15：阶段三：如图6中姿态⑤所示，控制模11块持续检 测∠_左髋，直至检测到控制左腿髋部电机4_1以加速度-a₀匀减速至静止。 左腿膝部电机持续以恒定速度v₁转动，直至控制模块11检测到(这里预留 了的安全缓冲区)，控制左腿膝部电机6_1以加速度-a₁匀减速至静止，迈步动作结束， 躯干恢复直立，用户进入右脚前左脚后状态即姿态⑤，同时满足条件C1、C3、C4和C16:

图7表示用户持续行走过程中躯干晃动的示意图。躯干前倾触发迈步动作，迈步动作 开始电机转动，经过t时间电机停止转动，迈步动作结束，躯干恢复直立状态；经过Δt时 间后，躯干前倾触发下一次迈步动作。持续行走过程中，每次迈步时，倾角传感器9会将 其检测到的躯干倾角数据传送给控制模块11，控制模块11可通过分析处理倾角传感器9 连续几次传送的数据，计算出躯干晃动频率。如图5所示，若连续监测5次躯干晃动的时 间T，求出躯干晃动频率$f=\frac{1}{T},$其中$T=\frac{t1+\Delta t1+t2+\Delta t2+t3+\Delta t3+t4+\Delta t4+t5+\Delta t5}{5},$t1是第一次迈步动作所用时间，Δt1是第一次迈步动作结束，躯干恢复直立到第二次躯干 前倾触发迈步动作的时间间隔。t2,t3,t4,t5分别是第二、三、四、五次迈步动作所用时间， Δt2是第二次迈步动作结束到第三次迈步动作开始的时间间隔，Δt3是第三次迈步动作结束 到第四次迈步动作开始的时间间隔，Δt4是第四次迈步动作结束到第五次迈步动作开始的时 间间隔，Δt5是第五次迈步动作结束到第六次迈步动作开始的时间间隔。

由图7知，用户行走过程中，每次迈腿动作都由躯干前倾触发，在迈腿过程中躯干逐 渐恢复直立，即用户每次迈腿，躯干都晃动一次，所以用户迈腿的频率与躯干晃动的频率 成正比。通过计算出用户前几次(例如5次)来调节用户下一次(第6次)迈腿时电机的 转动速度，改变一次迈腿动作所用的时间。用户通过控制迈腿时间间隔改变躯干晃动的频 率，控制模块11根据躯干晃动的频率来调节电机转动的速度，改变用户一次迈腿所用的时 间。用户的行走速度与行走的时间和路程有关，通过控制用户行走的时间实现对用户行走 速度的控制。

根据以上定义，结合行走速度控制流程图8，一种基于躯干晃动的康复装置行走速度控 制方法，包括如下步骤：

1)行走触发状态速度控制。当用户处于行走触发状态时(即由平行站立状态向行走状 态转换时)，控制模块11持续监测用户的姿态，若控制模块通过传感器监测到用户由双腿 平行直立站立状态转换为行走状态(即行走触发状态)，控制模块控制髋部电机4和膝部电 机6的转速，使得髋部电机初始转速为v₀₀，膝部电机转速v₁₀所对应的用户行走速度为V₀(行走初速度)。行走初速度的要与用户身体状况相适应，为保证用户的安全，初始速度要 小于正常人步行的速度1m/s～1.5m/s，测试时将行走初速度V₀设为0.5m/s～0.8m/s，髋部电 机转动的初速度v₀₀为膝部电机转动的初速度v₁₀为在用户使用 该康复装置的过程中，将各种传感器数据、电机转动速度及位置信息、用户行走速度等数 据以日志的形式保存下来。对电机转速和用户行走速度进行数学拟合，可知行走速度趋于 正态分布，可以将初始速度设置为速度正态分布的数学期望值。

2)持续行走状态速度控制。控制模块11持续监测用户的姿态，若用户处于持续行走 状态，(即用户从左脚前右脚后状态迈右脚或从右脚前左脚后状态迈左脚状态)，控制模块 11持续检测用户的姿态，若用户从一脚前一脚后状态触发行走，且上一次迈步动作结束到 再次触发迈步动作的时间间隔Δt小于一定时间(一般为1min)，则用户处于持续行走状态。 控制模块11通过持续接收倾角传感器9的数据，可以计算出连续几次躯干晃动的频率f； 若f_l<f<f_h，则控制模块控制髋部电机4的转速v_0f和膝部电机6的转速v_1f分别为：

$v_{0f}=\frac{v_{0max}-v_{0\min }}{f_h-f_l}(f-f_l)+v_{0\min }$(公式1)

$v_{1f}=\frac{v_{1max}-v_{1min}}{f_h-f_l}(f-f_l)+v_{1min}$(公式2)

其中v_0max为行走过程中髋部电机的最大转度，测试时取值为v_0min为行 走过程中髋部电机的最小转度，测试时取值为v_1max为行走过程中膝部电机 的最大转度，测试时取值为v_1min为行走过程中髋部电机的最小转度，测试 时取值为f_h为躯干晃动的最大频率，正常人身体晃动的频率为2Hz～3Hz，测 试时设定最大晃动频率为2Hz；f_l为躯干晃动的最小频率，在具体实例中，当用户经过 20s～30s仍未迈下一步，则进入一脚前一脚后状态触发行走过程，因此最小频率f_l为 0.05Hz～0.03Hz。此时对应用户的行走速度为V_f，行走速度除了与电机的转速、行走的频率 (即身体晃动的频率)有关，还与用户的身高，步长等因素有关，具体应用时可根据用户 的自身条件计算出。在持续行走过程中，用户可通过调节躯干晃动的频率来改变髋部电机 和膝部电机的转速，进而对用户的行走速度进行加速和减速控制。

(1)持续行走过程中加速控制。在行走过程中，用户减少一次迈步动作结束即躯干直 立状态到下一次迈动作开始即躯干前倾状态的间隔时间Δt，由计算躯干晃动频率的公式 $f=\frac{1}{T},$其中$T=\frac{t1+\Delta t1+t2+\Delta t2+t3+\Delta t3+t4+\Delta t4+t5+\Delta t5}{5}$可知躯干连续晃动的时间减 小，从而得到增大的躯干晃动频率f，控制模块11由躯干晃动的频率f、公式1与公式2 可知，髋部电机转速v_0f和膝部电机转速v_1f增大，完成一次迈腿动作所用的时间减小，从 而使用户获得较大的行走速度。

(2)持续行走过程中最大速度控制。若控制模块检测到用户躯干晃动的频率f>f_H，则 控制髋部电机4的转速v₀和电机6的转速v₁不再增大，此时用户以最大速度行走。为保障 用户的安全，当速度为最大值时，控制模块11向语音模块16发出消息，提醒用户已达最 大速度。

(3)持续行走过程中减速控制。在行走过程中，用户增大一次迈步动作结束即躯干直 立状态到下一次迈动作开始即躯干前倾状态的间隔时间Δt，由计算躯干晃动频率的公式 $f=\frac{1}{T},$其中$T=\frac{t1+\Delta t1+t2+\Delta t2+t3+\Delta t3+t4+\Delta t4+t5+\Delta t5}{5}$可知躯干连续晃动的时间增 大，从而得到减小的躯干晃动频率f，控制模块11由躯干晃动的频率f、公式1与公式2 可知，髋部电机转速v_0f和膝部电机转速v_1f减小，完成一次迈腿动作所用的时间增大，从 而使用户获得较小的行走速度。

(4)持续行走过程中最小速度控制。若控制模块11检测到用户躯干晃动的频率f<f_L， 则控制髋部电机4的转速v₀和电机6的转速v₁不再减小，此时用户以最小速度行走。为保 障用户能稳定完成一次迈腿动作，当速度为最小值时，控制模块11向语音模块16发出消 息，提醒用户已达最小速度，注意使用拐杖保持身体平衡。

3)一脚前一脚后状态触发行走过程的速度控制。若用户一次迈步动作结束，进入一脚 前一脚后状态，经过20s～30s后，再次触发迈步动作时，则控制髋部电机4的转速为v₀₀， 膝部电机6的转速为v₁₀，使用户以初始速度V₀行走。此状态为用户在行走过程中稍作休 息，使得控制模块11计算出的身体晃动频率接近0，为保证用户顺利完成迈步动作，将电 机转速设置为初始转速。

本发明行走速度控制方法有如下优点：用户根据躯干晃动的频率实现了对行走速度的 变化控制，使用户在行走过程中可主动获得自己期望的速度；在行走过程中限制了电机的 最大最小转速，保障用户的安全；用户在行走触发状态，以及在行走过程中休息，进入一 脚前一脚后状态，再次触发行走时，设置电机转速初始转速，此速度为用户长期行走过程 的中统计的期望速度。

本技术领域的技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以作出各种变 换或变型，都属于本发明等同的技术方案。