一种用于智能假肢的非接触式电容传感系统的制作方法[0002]下肢智能假肢是在20世纪末到21世纪初发展起来的新兴技术。其具有独立的控制系统和特殊的机械结构，能够模拟人在行走过程中各个关节的角度曲线和力矩特性，能极大扩展残疾人的运动能力。下肢智能假肢控制系统采用分层控制策略，这也是该领域的核心技术和研究难点。在分层控制策略中，上层控制器自动判断人的运动意图，区分不同的运动模态；中层控制器根据相应的运动模态计算角度曲线和力矩曲线；底层控制器控制驱动装置(电机、液压装置或气压装置)实现相应动力学特性。[0003]传感方法和传感系统对人体运动信息实时准确的提取至关重要。该领域中最常见的现有技术是基于表面肌电信号的传感系统和基于肌电信号的识别方法。肌电信号具有延时小、信息准确(直接反映肌肉收缩)的优点。但是在智能假肢控制方面，肌电信号采集手段存在着诸多局限:1、肌电信号电极需要贴在被测肌肉位置才能测得有效信号，残疾人由于截肢原因造成部分肌肉缺失和残余肌肉萎缩，很难得到足够数量的有效肌电信号。2、肌电信号电极与皮肤直接接触，如果用于智能假肢控制需要放置在接收腔内部，因此测量点对残端的压力对造成皮肤溃疡和损伤；皮肤汗液也会影响肌电信号质量，严重降低识别结果。3、肌电信号幅值微弱(uV级别)，而且频率相对较高(IkHz),处理系统复杂，需要多级放大器。多个通道同时使用会大大增加系统成本和计算复杂度。[0004]目前，基于电容传感系统识别人体运动模态的方法是根据电容环来识别腿部肌肉形变，具有替代肌电信号进行人体运动识别的潜力，可以广泛应用于外骨骼等智能肢体领域内的控制和健康人的人体运动识别。但是针对智能假肢应用，其存在一些局限:1、电容环的电极片与皮肤直接接触，会受到汗液的潜在影响；反复穿戴需要标定位置，增加了实际使用的难度。2、对于下肢截肢的残疾人来说，电容环不能加装在接受腔内部。因此对于小腿截肢残疾人来说只能固定大腿环，对于大腿截肢残疾人则受到残肢长短的限制无法使用。
[0005]针对上述问题，本发明提供一种用于智能假肢的非接触式电容传感系统，其目一是提供一种信号重复性好、不受皮肤汗液影响、穿戴稳定性强和成本低的非接触式电容传感系统。目的二是提供一种适应各种下肢残肢截肢类型和各种残肢长度的非接触式电容传感系统。[0006]为实现 上述目的，本发明采取以下技术方案:一种用于智能假肢的非接触式电容传感系统，其特征在于:它包括测试前端、信号采集单元和信号处理单元；所述测试前端用于与人体形成耦合电容；所述信号采集单元用于采集耦合电容变化得到有效信号；所述信号处理单元用于对所述信号采集单元采集到的有效信号处理后，传输至所述非接触式电容传感系统外部的控制器；所述测试前端包括多个通道的电容电极片，每个通道的所述电容电极片分别固定在假肢接收腔和假肢内衬套之间，与人体耦合形成待测电容；所述电容电极片位于所述假肢接收腔内部，经导电双面胶固定在所述假肢内衬套外侧，通过绝缘胶与所述假肢接收腔隔开，且每个所述电容电极片都通过屏蔽线与所述信号采集单元连接；所述信号采集单元包括CTD模块和控制模块，所述CTD模块内设置有一参考电容；所述CTD模块测量待测电容和参考电容充放电时间的差值，并传输至所述控制模块内；所述控制模块根据所述CTD模块传输至的时间差值来计算待测电容和参考电容的比值，根据参考电容值计算出实际待测电容值，并将实际待测电容值传输至所述信号处理单元；所述信号处理单元包括数字滤波模块和通信模块；所述数字滤波模块用于滤除接收到的实际待测电容信号中的噪音，并将滤波后的信号通过所述通信模块传输至外部的控制器。[0007]每个通道的所述电容电极片均采用铜网制成。
[0008]所述电容电极片优选为六个，各个所述电容电极片的设置位置分别为:胫骨前端，髌韧带下侧；残肢末端前侧；残肢末端后侧；腓肠肌上侧对应位置；股骨内侧；股骨外侧。
[0009]所述CTD模块包括选通单元、施密特触发单元和运算器；所述选通单元分时选通多个通道的待测电容和参考电容，将选通采集到的待测电容和参考电容信号传输至所述施密特触发单元内，将电容放电波形转换为占空比变化的方波并传输至所述运算器内，经所述运算器测量方波高电平时间，得到数字量的电容变化信号。
[0010]所述CTD模块与所述控制模块之间通信采用SPI总线。
[0011]所述数字滤波模块采用意法半导体公司的STM32控制芯片；所述数字滤波模块采用三级数字滤波器:第一级滤波器为中位值滤波，第二级滤波器为一阶直流陷波器，第三级滤波器为二阶巴特沃斯低通滤波器。
[0012]所述中位值滤波的具体方法是在长度为N的滑动窗中取中位值，作为该点的信号值。
[0013]所述一阶直流陷波器的传递函数为://(?) = /?71=^y，其中系数α确定了陷波器
的频率特性，系数β确定整体的增益。
[0014]所述通信模块采用Nordic公司生产的nRF24L01通信芯片，该芯片最大空中数据率2MHz，其通过SPI总线与所述滤波模块通信。
[0015]本发明由于采取以上技术方案，其具有以下优点:1、本发明采用的测试前端将接受腔内的电容电极片与人体耦合形成电容。残肢韧带和肌肉的收缩引起的形变，以及在运动过程中对接受腔的挤压造成了电容发生变化。非接触式穿戴克服了皮肤汗液的影响，同时电容电极片采用柔软的铜网也保证了系统穿戴不会出现局部压力点而影响正常运动。2、本发明在信号采集单元内设置有CTD模块，通过CTD模块计算电容放电时间差来计算实际电容值，测量电容的精度可以达到fF级别。由于采用数字采样的方式，因此避免了多级放大带来的噪声。3、本发明在信号处理单元内的滤波模块中采用三级数字滤波器，其中第二阶滤波器为一阶直流陷波器，采用一阶直流陷波器可以有效去除由温度变化引起的电容信号基线漂移。一阶直流陷波器带来的信号失真远小于高通滤波器和带通滤波器。因此滤除噪音的信号重复性好、失真度小。4、本发明采用的测量点分别位于径向面和膝盖两侧，充分提取人体下肢运动的有效信息。本发明可以广泛在智能假肢控制领域中应用。


[0016]图1是本发明的系统结构示意图；
[0017]图2是本发明的电容原理图；
[0018]图3是本发明的测量前的各电极片在假肢接受腔内位置示意图；
[0019]图4是本发明的CTD模块结构示意图；
[0020]图5是本发明的一阶直流陷波器原理框图；
[0021]图6是本发明实施例测得的信号示意图。

[0022]本发明利用电容识别的原理，将电极片安装在假肢接受腔内，与人体耦合形成电容，进而利用电容的变化来反映运动信息，实现运动模态识别。该非接触电容传感系统属于上层控制器，它的功能是识别运动模态、为下层控制器提供准确的运动意图信息。下面结合附图和实施例对本发明进行详细的描述。
[0023]如图1所示，本发明包括测试前端1、信号采集单元2和信号处理单元3。测试前端I用于与人体形成耦合电容；信号采集单元2用于采集耦合电容变化，得到有效信号；信号处理单元3用于对将信号采集单元2采集到的有效信号处理后，传输至本发明非接触式电容传感系统外部的控制器，为控制器提供准确的运动意图信息。
[0024]如图2所示，本发明的测试前端I包括多个通道的电容电极片4，每个通道的电容电极片分别固定在假肢`接收腔5和假肢内衬套6之间，与人体7耦合形成待测电容Ci(i=l, 2，3…)，待测电容Ci的设置数量根据不同的截肢类型进行调整。其中，电容电极片4位于假肢接收腔5内部，经导电双面胶固定在假肢内衬套6外侧，通过绝缘胶与假肢接收腔5隔开，与皮肤非接触，且每个电容电极片4都通过屏蔽线与信号采集单元2连接。
[0025]上述实施例中，假肢内衬套6是耦合待测电容中间的电介质，其材质视残疾人穿戴习惯而定，一般情况下假肢内衬套6材质为硅胶。个别残疾人在长时间穿戴一套假肢后发生肌肉萎缩，因此会额外穿残肢袜，在本实施例中，实验被试残疾人额外穿了一只残肢袜，由尼龙制成。在残疾人运动过程中，残肢残余肌肉和韧带发生收缩引起肌肉形变，在假肢着地阶段残肢与假肢接收腔5之间的交互力，都会使电容电极片4与人体之间的距离发生变化，进而引起待测电容值发生变化。
[0026]上述实施例中，每个通道的电容电极片4均采用铜网制成。在实际使用中，每个通道的电容电极片4的面积和具体位置根据残疾人残肢比而定(本实施例中实验被试残疾人残肢比为32%),本实施例中，电极片均采用0.1mm厚铜网，大小为3.5cm*4cm。以左小腿假肢接受腔为例(如图3所示)，采用A~F六个通道的电容电极片4，各个通道的电容电极片4的设置位置分别为:1、胫骨前端，髌韧带下侧；2、残肢末端前侧；3、残肢末端后侧，即腓肠肌下侧对应位置；4、腓肠肌上侧对应位置；5、股骨内侧；6、股骨外侧。其具体设置位置为:通道A和通道B的电容电极片4位于冠状面I内，分别位于股骨内侧和股骨外侧，即在膝盖两侧；通道D和通道E的电容电极片4位于径向面II内前侧，髌韧带下侧和靠近残肢末端胫骨前端处；通道C和通道F的电容电极片4位于径向面II内后侧，分别位于腓肠肌(相对位置)上、下两侧，即残肢末端后侧。下肢运动模态大部分发生在径向面II内，因此在该处四个位置能够记录更多的运动信息。在冠状面I内两电容电极片4位于股骨两侧，膝盖韧带G在运动过程中收缩明显，而且对于大多数小腿截肢残疾人来说相对完整，因此能够充分采集膝关节弯曲等运动信息。
[0027]本发明的信号采集单元2包括CTD (电容数字转换)模块8和控制模块9，其中CTD模块8内设置有一参考电容C；，CTD模块8根据参考电容(；的电容值确定计数时钟和放电电阻值。CTD模块8测量待测电容Ci和参考电容(；充放电时间的差值，即将电容变化信号转换成数字量信号，传输至控制模块9内。控制模块9的功能是根据CTD模块8传输至的时间差值来计算待测电容Ci和参考电容(；的比值，进而根据参考电容值来计算实际待测电容值，并将实际待测电容值传输至信号处理单元3。其中，控制模块9根据采样频率来确定向信号处理单元3传输的传输时序，本发明优先控制模块9的采样频率为100Hz，即每IOms更新一次结果。
[0028]上述实施例中，如图4所示,CTD模块8包括选通单元81、施密特触发单元82和运算器83。选通单元81分时选通多个通道的待测电容Ci和参考电容C；，将选通采集到的待测电容Ci和参考电容(；信号传输至施密特触发单元82内，将电容放电波形转换为占空比变化的方波并传输至运算器83内，经运算器83测量方波高电平时间，从而测量得到电容放电时间，即得到数字量的电容变化信号。运算单元83采用了多次采样取平均的方法来去除随机噪音，本发明优选每个通道电容采集了 10次取平均。
[0029]上述实施例中，CTD模块8与控制模块9之间通信采用SPI总线。
[0030]上述实施例中，本发明中，测量前端I的所有电容共用同一个放电电阻。在CTD模块8中，参考电容地与人体7相连实现共地，且参考电容(；的容值根据试验确定，一般情况下受到电容电极片4面积、假肢内衬套6的影响。本实施例中，参考电容地采用导电纤维，固定到残疾人残肢袜内侧，因此残疾人直接穿戴就可以实现CTD模块8与测量前端I的电容共地。参考电容(；的容值为IOOpF,则放电电阻的阻值根据如下公式确定:
[0031]Vt+V0e_t/EC,
[0032]其中，V0是参考电容初始电压，Vt是t时刻参考电容电压。CTD模块8确定了 Vt和的大小来测量放电时间t，因此需要根据最终采样频率和计数频率来确定放电电阻。在本实施例中，控制模块9计数频率是48MHz，最终采样频率是100Hz，采样电阻值设置为180ΚΩ。
[0033]本发明的信号处理单元3包括数字滤波模块10和通信模块11。数字滤波模块10用于滤除接收到的实际待测电容信号中的噪音，并将滤波后的信号通过通信模块11传输至外部的控制器。
[0034]其中，数字滤波模块10采用意法半导体公司的STM32控制芯片。数字滤波模块10采用三级数字滤波器:第一级滤波器为中位值滤波，第二级滤波器为一阶直流陷波器，第三级滤波器为二阶巴特沃斯低通滤波器。通信模块将滤波后电容信号传输至外部控制器。
[0035]中位值滤波的具体方法是在长度为N的滑动窗中取中位值，作为该点的信号值，本发明优选N=4，通过中位值滤波可以去除在原始信号中存在的随机跳变。
[0036]一阶直流陷波器的传递函数为(如图5所示):
[0037]H(z) ^

l + az[0038]其中系数α确定了陷波器的频率特性，系数β确定整体的增益。本发明优选系数α为0.95，系数0为2.5。在采集过程中，温度变化会引起电容发生改变，在测量得到的信号中反映为基线漂移，如果使用高通滤波器或带通滤波器，截肢频率附近的幅频特性会受到滤波器阶数的影响，而且有效信号本身频率很低(IOHz以内)，高通滤波器会使有用信号发生严重的失真，影响识别精度。本发明采用一阶直流陷波器仅仅去除了直流以及直流附近频率的信号，不对有用信号造成较大失真。
[0039]二阶巴特沃斯低通滤波器用于去除信号中的高频干扰，在本发明中优选其截止频率为IOHz。
[0040]上述实施例中，通信模块11采用由Nordic公司生产的nRF24L01通信芯片，该芯片最大空中数据率2MHz，其通过SPI总线与滤波模块6通信。为保证传输数据稳定可靠，本发明采用了 CRC校验和自动重发策略，即在完成一帧数据发送后，接收端传回CRC校验码，如果与发送端不匹配则重新发送一次。本发明优选最大重发次数设置为5。
[0041]实施例:
[0042]为进一步说明本发明的有效性，通过以下实施例对不同运动模态下的电容信号进行了实际测试:残疾人被试身高170cm，体重71kg，单侧左腿截肢，截肢后8年，被试在实验中穿戴自己的假肢。为了记录步态阶段，在假肢侧加装了压力鞋垫，根据压力和来记录脚触地和离地的时刻。实验中，要求被试完成5种生活中常见的运动模态，包括:正常行走，上下楼梯和上下斜坡，实验分为10组，每组对所有的运动模态测量2次，要求残疾人在每一种步态模式下至少走两步。为了使实验更接近真实环境，要求残疾人随机交替进行不同的运动模态。
[0043]如图6所示，图中χ轴表示步态周期百分比，y轴表示电容信号，粗实线表示信号的均值，细实线表示信号标准差；每一列子图表示一个运动模态，包括平地行走、上下楼梯和上下斜坡；每一行子图表示一个电容通道的信号。实验得到了每种步态的20个完整步态周期的数据，把所有数据在`时间上归一化到一个步态周期，计算其平均值和标准差。由图可知，信号重复性好，而且不同运动模态下信号区分度高。
[0044]通过上述实施例，证明了本发明提供的非接触式电容传感系统在克服了现有技术手段(基于肌电信号的传感系统和已有的用于人体运动识别电容系统)局限性的同时，准确、稳定地记录了残疾人在不同运动模态下的电容信号变化。能够满足人体运动模态识别的需要。
[0045]上述各实施例仅用于说明本发明，其中各部件的结构、连接方式和制作工艺等都是可以有所变化的，凡是在本发明技术方案的基础上进行的等同变换和改进，均不应排除在本发明的保护范围之外。