本發(fā)明總體來說涉及一種監(jiān)測方法，具體地，涉及一種用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法。

背景技術(shù)：

隨著人口老齡化問題日益突出，患有膝關(guān)節(jié)炎的患者數(shù)量呈現(xiàn)出上漲趨勢，醫(yī)院每年進(jìn)行的人工膝關(guān)節(jié)置換手術(shù)也越來越多，人工關(guān)節(jié)置換手術(shù)為患者解決了膝關(guān)節(jié)老化、壞死以及功能喪失等問題，減輕了病人的痛苦，大大提高了生活質(zhì)量。對于患者而言，關(guān)節(jié)置換手術(shù)的術(shù)后康復(fù)過程同樣非常重要，有效的康復(fù)鍛煉能夠大幅度提高術(shù)后效果。

目前在臨床上，患者在術(shù)后進(jìn)行關(guān)節(jié)康復(fù)鍛煉時，醫(yī)生或者患者本人都只能通過肉眼觀察來判斷關(guān)節(jié)活動是否達(dá)到標(biāo)準(zhǔn)。這種依靠目測的方式不僅效率低，而且會受到觀測者主觀認(rèn)識的影響，準(zhǔn)確性很低。這就使得大多數(shù)患者在術(shù)后往往得不到有效的康復(fù)指導(dǎo)，從而不能進(jìn)行科學(xué)有效的康復(fù)鍛煉，導(dǎo)致手術(shù)的最終效果大打折扣。

一種現(xiàn)有技術(shù)的人體動作識別方案，比如運(yùn)動手環(huán)，其中設(shè)置三軸加速器的工作原理是，當(dāng)人在正常行走時其實(shí)會產(chǎn)生水平和垂直兩個加速度，當(dāng)用戶邁步時，單腳著地重心上提，垂直方向呈向上加速度，而繼續(xù)往前走重心回落，加速度方向。而在水平方向，則是邁步時向前加速，收腳是減小。當(dāng)用戶邁步時，單腳著地重心上提，垂直方向呈向上加速度，并向前加速。而手環(huán)中的三軸加速器，就是通過人體這樣不同的加速度變化可以繪制出一條正弦曲線。以垂直方向加速度正弦波為例，從波谷到波峰再到波谷就是正常人一個步伐的過程，如此就可以推算出用戶行進(jìn)的步數(shù)。本領(lǐng)域技術(shù)人員理解的是，運(yùn)動手環(huán)需要對一個采樣區(qū)間內(nèi)的測量數(shù)據(jù)進(jìn)行運(yùn)算處理后(例如加工為平均值、最大值或方差)才能得出動作識別及測量結(jié)果，所以目前的手環(huán)算法實(shí)施時，初始的運(yùn)動狀態(tài)識別率不高，并且識別有一定滯后。

MEMS傳感器的發(fā)展使得人們可以通過傳感技術(shù)測定人類肢體的運(yùn)動姿態(tài)。但是，對于測定關(guān)節(jié)的姿態(tài)、動作而言，由于其運(yùn)動過程的復(fù)雜性，使得人們很難對其進(jìn)行精確的測定和計算。因此，如何探索一種適用于輔助骨科術(shù)后關(guān)節(jié)康復(fù)治療的、具有高精度的智能測定方法，是本領(lǐng)域尚未解決的技術(shù)問題。

在所述背景技術(shù)部分公開的上述信息僅用于加強(qiáng)對本發(fā)明的背景的理解，因此它可以包括不構(gòu)成對本領(lǐng)域普通技術(shù)人員已知的現(xiàn)有技術(shù)的信息。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

在發(fā)明內(nèi)容部分中引入了一系列簡化形式的概念，這將在具體實(shí)施方式部分中進(jìn)一步詳細(xì)說明。本發(fā)明內(nèi)容部分并不意味著要試圖限定出所要求保護(hù)的技術(shù)方案的關(guān)鍵特征和必要技術(shù)特征，更不意味著試圖確定所要求保護(hù)的技術(shù)方案的保護(hù)范圍。

本發(fā)明的一個主要目的在于克服上述現(xiàn)有技術(shù)的至少一種缺陷，提供一種用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法，以提高測量精度。

為實(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的，本發(fā)明采用如下技術(shù)方案：

根據(jù)本發(fā)明的一個方面，提供了一種用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法，包括以下步驟：

實(shí)時測量下肢的加速度值、角速度值以及氣壓值三者中的至少一者；

得出下肢的運(yùn)動數(shù)據(jù)；

根據(jù)所述運(yùn)動數(shù)據(jù)識別下肢的具體動作。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，上述方法中根據(jù)下肢末端向至少一方向運(yùn)動的加速度是否到達(dá)預(yù)設(shè)動作的數(shù)值范圍，以及向此方向運(yùn)動的速度和角速度的比例關(guān)系是否到達(dá)預(yù)設(shè)動作的數(shù)值范圍，以此來識別下肢的動作。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，在所述根據(jù)測量值進(jìn)行動作識別的步驟之前，先存儲有多組閾值，所述多組閾值中各包含加速度值范圍、角速度值范圍和氣壓值范圍中的至少一個，據(jù)此將具體下肢動作的所述測量值與各閾值分別進(jìn)行比對，進(jìn)行動作識別。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，當(dāng)測量所得下肢的加速度值、角速度值以及氣壓值達(dá)到所述多組閾值中一組閾值所限定的范圍時，當(dāng)前動作識別為此組閾值對應(yīng)的動作。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，其中以腳踝指定位置為測試基準(zhǔn)點(diǎn)，建立有測試數(shù)據(jù)的坐標(biāo)系，所述坐標(biāo)系中x軸與指向用戶的正上方，y軸指向用戶的正外側(cè)，z軸指向用戶的正前方；所述多組閾值以及其分別對應(yīng)的動作為：

側(cè)臥抬腿，測試基準(zhǔn)點(diǎn)在y軸加速度A_y>0.9[g]，且x軸加速度A_x<0.1[g],y軸方向速度和z軸方向角速度的絕對值比值V_y[m/s]:ω_z[rad/s]在0.3～0.5[m/rad]之間；

直腿抬高，測試基準(zhǔn)點(diǎn)在z軸加速度A_z>0.9g且x軸加速度A_x<0.1g，Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.3～0.5[m/rad]之間；

滑移屈膝，測試基準(zhǔn)點(diǎn)在Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.2～0.4[m/rad]之間，x軸方向加速度A_x在最小值小于0.1g，最大值大于0.6g的區(qū)域往復(fù)運(yùn)動；

俯臥屈膝，Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.2～0.4[m/rad]之間，z軸加速度A_z的最小值小于-0.3g，最大值大于0.8g；以及

站立外展，x、y軸加速度的平方和根的最小值小于0.7g，最大值大于0.9g，x軸加速度A_x在10s內(nèi)方差大于0.0026；

以上的一種或多種。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述多組閾值以及其分別對應(yīng)的動作還包括：

平地步行，去重力后x軸加速度在最小值小于0.8g，最大值大于1.2g的區(qū)域往復(fù)運(yùn)動；

上樓梯，在5分鐘內(nèi)，氣壓傳感器所測的高度差Δh>1.5m，同時x軸脈沖變化>1g；

深睡眠，加速度計中，pitch_y[rad]＝sin^-1(A_y[g]/1[g])的方差低于0.6[rad]/20分鐘；

淺睡眠，加速度計中，pitch_y[rad]＝sin^-1(A_y[g]/1[g])的方差高于0.6[rad]/20分鐘且小于1200°/20分鐘；

以上的一種或多種。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所有步驟之前還包括姿態(tài)識別步驟，其中，根據(jù)下肢指定位置建立的肢體坐標(biāo)系相對于地理坐標(biāo)系的差異識別用戶的身體姿態(tài)。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，還包括動作測量步驟：

側(cè)臥抬腿，首先初始化XY平面的重力方向夾角A＝arctan(Y/X)，記錄備用，之后將所述XY平面的重力方向夾角變化量ΔA<3°/5s作為測試基準(zhǔn)點(diǎn)的y軸方向高度進(jìn)行測算，將積分運(yùn)算得出的高度輸出為測試結(jié)果；

直腿抬高，首先初始化XZ平面的重力方向夾角B＝arctan(Z/X)，記錄備用，之后將所述XZ平面的重力方向夾角變化量ΔB<3°/5s作為閥值對測試基準(zhǔn)點(diǎn)的z軸方向高度進(jìn)行測算，將積分的高度輸出為測試結(jié)果；

站立外展，首先初始化XY平面的重力方向夾角A＝arctan(Y/X)，記錄備用，將所述XY平面的重力方向夾角變化量ΔA<3°/5s作為閥值對測試基準(zhǔn)點(diǎn)的x軸方向高度進(jìn)行測算，將積分的高度輸出為測試結(jié)果；

屈膝滑移，首先初始化XZ平面的重力方向夾角B＝arctan(Z/X)，記錄備用，將所述XZ平面的重力方向夾角的當(dāng)前值B`與初始值B相減獲得的夾角差的2倍輸出為測試結(jié)果，作為膝關(guān)節(jié)屈曲角度值；

俯臥彎腿(俯臥屈膝)，首先初始化XZ平面的重力方向夾角B＝arctan(Z/X)，記錄備用，將所述XZ平面的重力方向夾角的當(dāng)前值B`與初始值B相減獲得的夾角差ΔB輸出為測試結(jié)果，作為膝關(guān)節(jié)屈曲角度值；

以上的一種或多種。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，還包括高度識別步驟，將所述測試基準(zhǔn)點(diǎn)的坐標(biāo)系轉(zhuǎn)換為地理坐標(biāo)系，并計算出垂直方向的位移?？蓪⒌乩碜鴺?biāo)系相對于載體坐標(biāo)系的姿態(tài)由四元數(shù)進(jìn)行轉(zhuǎn)換，得到方向余弦矩陣；在載體坐標(biāo)系下測量出加速度矢量，并由所述加速度矢量計算得到垂直方向速度；計算得到加速度誤差并對速度進(jìn)行補(bǔ)償，從而得到垂直方向位移。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法還包括步行活動量的測量步驟，其中通過步頻判斷運(yùn)動種類，記錄該運(yùn)動種類的持續(xù)時間，將該持續(xù)時間進(jìn)行加權(quán)計算，得到用戶的活動量。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述多組閾值以及其分別對應(yīng)的動作還包括：

緩慢走路：在2s時間間隔內(nèi)，重力方向合加速度分量除去重力1g之后與垂直分量之比的范圍出現(xiàn)小于1:3或大于3:1的周期性變化；

靜止站立：在2s時間間隔內(nèi)，重力方向合加速度分量除去重力1g之后與垂直分量之比的范圍為大于或等于1:3且小于或等于3:1；

緩步走路：所述周期性變化的頻率小于60/分鐘；

上樓梯：緩慢走路的情況下，氣壓高度傳感器持續(xù)大于10s呈上升趨勢并且小于3m；

下樓梯：緩慢走路的情況下，氣壓高度傳感器持續(xù)大于10s呈下降趨勢并且小于3m；

快速走路：所述周期性變化的頻率為大于60步/分鐘且小于120步/分鐘，且重力方向合加速度分量小于1.2g；

跑步：所述周期性變化的頻率為大于120步/分鐘，且重力方向合加速度分量大于1.2g；

高臺跳：重力方向合加速度分量瞬間大于2.2g；

以上的一種或多種。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法還包括睡眠質(zhì)量測量步驟，其中通過測量的加速度值可以識別不同的活動頻段，記錄該活動頻段的持續(xù)時間，并對所述持續(xù)時間進(jìn)行加權(quán)，計算即可算出睡眠質(zhì)量值。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述睡眠質(zhì)量測量步驟，根據(jù)X軸方向和Y軸與地面夾角pitch_x[rad]＝sin^-1(A_x[g]/1[g])、pitch_y[rad]＝sin^-1(A_x[g]/1[g])方向的數(shù)據(jù)，每20分鐘數(shù)據(jù)Δpitch_x和Δpitch_y進(jìn)行加權(quán)平均聚類分組，按方差分為高頻活動時間、中頻活動時間、低頻活動時間，根據(jù)低頻占比>90％判斷進(jìn)入深度睡眠，根據(jù)高頻占比>30％判斷進(jìn)入清醒狀態(tài)；并將高頻、中頻、低頻時間占比加權(quán)值作為睡眠質(zhì)量指標(biāo)。

根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供了一種骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置，所述輔助裝置包括加速度計、角速度計和氣壓計中的至少一種。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，其中所述骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置還包括無線通信模塊。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，其中所述骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置還包括電源。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，其中所述骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置還包括腳環(huán)帶，通過該腳環(huán)帶穿戴在用戶的腳踝處，所述腳環(huán)帶上設(shè)置有粘扣帶。

根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，提供一種用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法，使用加速度計、角速度計、氣壓計中至少一個的測定數(shù)據(jù)對下肢的運(yùn)動進(jìn)行監(jiān)測。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，包括姿態(tài)識別算法；所述姿態(tài)識別算法融合加速度計、角速度計和氣壓計的數(shù)據(jù)，自動判斷用戶是否進(jìn)行規(guī)定動作。

根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，所述加速度計、角速度計和氣壓計佩戴在下肢的腳踝處。

由上述技術(shù)方案可知，本發(fā)明的用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法和骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置的優(yōu)點(diǎn)和積極效果在于：姿態(tài)識別算法，利用融合加速度計和角速度計及/或氣壓計的數(shù)據(jù)，根據(jù)瞬時值是否符合條件來自動判斷用戶是否進(jìn)行規(guī)定的動作，并不需要建立測量動作的軌跡模型便可以識別各種動作，減少了系統(tǒng)運(yùn)算量，并提高了識別精度。

附圖說明

通過結(jié)合附圖考慮以下對本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)說明，本發(fā)明的各種目標(biāo)、特征和優(yōu)點(diǎn)將變得更加顯而易見。附圖僅為本發(fā)明的示范性圖解，并非一定是按比例繪制。在附圖中，同樣的附圖標(biāo)記始終表示相同或類似的部件。其中：

圖1是根據(jù)一示例性實(shí)施方式示出的一種骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置坐標(biāo)軸示意圖。

圖2是根據(jù)一示例性實(shí)施方式示出的一種輔助裝置中監(jiān)測單元各個模塊的示意圖。

圖3所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的輔助裝置的結(jié)構(gòu)示意圖。

圖4所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的輔助裝置的腳環(huán)帶的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖5所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的側(cè)臥抬腿的動作示意圖。

圖6所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的直腿抬高的動作示意圖。

圖7所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的滑移屈膝的動作示意圖。

圖8所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的俯臥屈膝的動作示意圖。

圖9所示為本發(fā)明一種實(shí)施方式所提供的站立外展的動作示意圖。

具體實(shí)施方式

現(xiàn)在將參考附圖更全面地描述示例實(shí)施方式。然而，示例實(shí)施方式能夠以多種形式實(shí)施，且不應(yīng)被理解為限于在此闡述的實(shí)施方式；相反，提供這些實(shí)施方式使得本發(fā)明將全面和完整，并將示例實(shí)施方式的構(gòu)思全面地傳達(dá)給本領(lǐng)域的技術(shù)人員。圖中相同的附圖標(biāo)記表示相同或類似的結(jié)構(gòu)，因而將省略它們的詳細(xì)描述。

本發(fā)明實(shí)施例提出了一種用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法，可根據(jù)下肢末端向至少一方向運(yùn)動的加速度是否到達(dá)預(yù)設(shè)動作的數(shù)值范圍，以及向此方向運(yùn)動的速度和角速度的比例關(guān)系是否到達(dá)預(yù)設(shè)動作的數(shù)值范圍，以此來識別下肢的動作。不僅利用加速度數(shù)值來判斷識別動作，而且還融合了速度和角速度的比例關(guān)系共同識別，使得動作的速度和角速度同時達(dá)到肢體動作時的常見范圍才確認(rèn)為具體動作，以此可將各種動作進(jìn)行了有效區(qū)分，可提高骨科術(shù)后康復(fù)治療中的動作識別準(zhǔn)確率。

一種實(shí)施例中，可使用加速度計、角速度計、氣壓計中至少一個的測定數(shù)據(jù)對用戶的下肢運(yùn)動進(jìn)行監(jiān)測；加速度計、角速度計和氣壓計組成的復(fù)合傳感器可佩戴在用戶的腳踝指定方向上；對齊佩戴會提高計算的精度，若實(shí)際使用中未完全對齊佩戴，還可以選擇通過相對標(biāo)準(zhǔn)姿勢的位置標(biāo)定對可能的誤差實(shí)現(xiàn)一定的補(bǔ)償。這個位置標(biāo)定可通過佩戴完成后，通過上位機(jī)發(fā)指令給使用者進(jìn)行站立或平躺等多個標(biāo)準(zhǔn)姿勢進(jìn)行動態(tài)標(biāo)定。

本實(shí)施例中的加速度計、角速度計、氣壓計可組成復(fù)合傳感器，所述傳感器的坐標(biāo)軸可如圖1所示，復(fù)合傳感器10可實(shí)現(xiàn)x、y、z三個軸向上加速度、角速度、磁偏角(可植入電子羅盤的軟件實(shí)現(xiàn)算法來實(shí)現(xiàn)，也可以增設(shè)電子羅盤實(shí)現(xiàn))的測定。本發(fā)明實(shí)施例中的加速度計、角速度計可為三軸加速度計和三軸角速度計，兩者的坐標(biāo)系統(tǒng)可選擇為統(tǒng)一的。

一種實(shí)施例中，所有傳感器還可以集成為一個智能平臺(或總稱為監(jiān)測器)，具體智能平臺可具有MCU、主線、電源以及通信模塊，相應(yīng)的傳感器或復(fù)合傳感器可聯(lián)接于此智能平臺中，智能平臺可以具有存儲裝置和運(yùn)算單元，以此控制傳感器或復(fù)合傳感器，得出檢測數(shù)據(jù)后，可根據(jù)相應(yīng)策略通過通信模塊向外輸出所需結(jié)果，且還可以通過通信模塊接受外部指令，以進(jìn)一步控制相應(yīng)傳感器或算法模式或輸出方式。舉例來講，如圖2所示，本發(fā)明實(shí)現(xiàn)上述檢測方法的系統(tǒng)框架可根據(jù)功能區(qū)分進(jìn)行描述，本發(fā)明實(shí)施例的檢測系統(tǒng)可認(rèn)為主要模塊分別為：電源管理101、傳感數(shù)據(jù)采集102、藍(lán)牙通訊103、姿態(tài)識別104、動作測量105和被動測量106等模塊。

舉例來講，本發(fā)明實(shí)施例提供了一種用于實(shí)現(xiàn)上述測定方法的骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置，骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置的結(jié)構(gòu)如圖3和圖4所示，可主要包括：翼板1、殼體2、按鈕3、觀察指示燈4、腳環(huán)帶5和粘扣帶6。殼體2的內(nèi)側(cè)面可選擇設(shè)置為弧形，適宜于與用戶的腳踝處相貼合。在殼體2內(nèi)安裝有MCU、主線、電源以及通信模塊，相應(yīng)的傳感器或復(fù)合傳感器(加速度計、角速度計、氣壓計復(fù)合傳感器)可聯(lián)接于此輔助裝置中，輔助裝置還可以具有存儲裝置和運(yùn)算單元，以此控制傳感器或復(fù)合傳感器，得出檢測數(shù)據(jù)后，可根據(jù)相應(yīng)策略通過通信模塊向外輸出所需結(jié)果，且還可以通過通信模塊接受外部指令，以進(jìn)一步控制相應(yīng)傳感器或算法模式或輸出方式。靠近殼體2的頂部設(shè)置為指示燈4，便于用戶在使用過程中觀察指示燈4的顏色。殼體2沿環(huán)繞腳踝的方向成型為左右兩個翼板1，與兩個翼板1連接設(shè)置有腳環(huán)帶5，為了便于穿戴，可在腳環(huán)帶5上還設(shè)置粘扣帶6；在殼體2上還設(shè)置有按鈕3，以便于進(jìn)行簡單的指令輸入。本發(fā)明實(shí)施例的用于監(jiān)測用戶下肢運(yùn)動的方法中，當(dāng)用戶處于站立狀態(tài)時，復(fù)合傳感器10x軸與指向戶的正上方，設(shè)備y軸指向用戶的正外側(cè)，設(shè)備z軸指向用戶的正前方。其中正外側(cè)中的“外側(cè)”是指解剖學(xué)上的外側(cè)，即遠(yuǎn)離矢狀面的方向。

姿態(tài)，所謂姿態(tài)是指身體的各部分，即頭部、軀干、上肢與下肢，相互之間的位置關(guān)系，是以頭部前屈位、上肢外轉(zhuǎn)位、軀體后屈的形態(tài)來表現(xiàn)的并依體節(jié)相互位置的關(guān)節(jié)角度來測定。本說明書中下肢姿態(tài)主要依據(jù)人體下肢相對軀干的相對位置，以及膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)角度來測定。所謂體位，是表示身體與重力的方向位于何種關(guān)系，以立體、背臥位或側(cè)臥位的形態(tài)來表示。即指身體被安置的狀態(tài)之面與軸的重力方向，也就是與垂直軸相對的關(guān)系。

加速度計用于測量物體的線性加速度，加速度計的輸出值與傾角呈非線性關(guān)系，隨著傾角的增加而表現(xiàn)為正弦函數(shù)變化。角速度計(陀螺儀)的作用是用來測量角速度信號，通過對角速度積分，便能得到角度值。氣壓計是通過氣壓的變化來測量高度的傳感器，因此在測量的過程中不受障礙物的影響，測量高度范圍廣，方便移動，可進(jìn)行絕對海拔高度測量和相對高度測量。

一種實(shí)施例中也可采用三維磁阻傳感器與三軸加速度計結(jié)合，利用軟件算法模擬實(shí)現(xiàn)角速度計。

本發(fā)明實(shí)施例中，在所述根據(jù)測量值進(jìn)行動作識別的步驟之前，可先在復(fù)合傳感器中存儲或內(nèi)建多組閾值，這些多組閾值中各可包含加速度值范圍、角速度值范圍和氣壓值范圍中的至少一個，據(jù)此將具體下肢動作的實(shí)際測量值與各閾值分別進(jìn)行比對，進(jìn)行動作識別。當(dāng)測量所得下肢的加速度值、角速度值以及氣壓值達(dá)到所述多組閾值中一組閾值所限定的范圍時，當(dāng)前動作識別為此組閾值對應(yīng)的動作。

本發(fā)明中一種實(shí)施例的姿態(tài)識別算法：利用融合加速度計、角速度計和氣壓計的數(shù)據(jù)，自動判斷用戶是否進(jìn)行預(yù)設(shè)的動作：當(dāng)然，一種實(shí)施例情形下，自動判斷步驟之前還包括體位姿態(tài)識別步驟，其中，根據(jù)下肢指定位置建立的肢體坐標(biāo)系相對于地理坐標(biāo)系的差異識別用戶的體位姿態(tài)。

所述多組閾值以及其分別對應(yīng)的動作可為：

側(cè)臥抬腿，用戶側(cè)躺在平面上，側(cè)向抬腿，如圖5所示；測試基準(zhǔn)點(diǎn)在y軸加速度A_y>0.9[g]，且x軸加速度A_x<0.1[g],y軸方向速度和z軸方向角速度的絕對值比值V_y[m/s]:ω_z[rad/s]在0.3～0.5[m/rad]之間；

直腿抬高，用戶平躺、坐臥在平面上，正向抬腿，如圖6所示；測試基準(zhǔn)點(diǎn)在z軸加速度A_z>0.9g且x軸加速度A_x<0.1g，Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.3～0.5[m/rad]之間；

滑移屈膝，用戶平躺、坐臥在平面上，屈膝并且腳在平面滑移，如圖7所示；測試基準(zhǔn)點(diǎn)在Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.2～0.4[m/rad]之間，x軸方向加速度A_x在最小值小于0.1g，最大值大于0.6g的區(qū)域往復(fù)運(yùn)動；

俯臥屈膝，用戶俯臥平面上，屈膝，如圖8所示；Z軸方向速度和y軸方向角速度比值V_z[m/s]:ω_y[rad/s]的絕對值在0.2～0.4[m/rad]之間，z軸加速度A_z的最小值小于-0.3g，最大值大于0.8g；

站立外展，用戶扶欄桿站立，大腿外展運(yùn)動，如圖9所示；x、y軸加速度的平方和根的最小值小于0.7g，最大值大于0.9g，x軸加速度A_x在10s內(nèi)方差大于0.0026；

f.平地步行，去重力后x軸加速度在最小值小于0.8g，最大值大于1.2g的區(qū)域往復(fù)運(yùn)動，則判斷用戶在進(jìn)行平地步行動作；

g.上樓梯，在5分鐘內(nèi)，氣壓傳感器所測的高度差Δh>1.5m，同時x軸脈沖變化>1g，則判斷用戶在上樓梯；

h.深睡眠，加速度計中，方差A(yù)_y＝arctan(Y/norm)低于40°/20分鐘，則判斷用戶處于深睡眠狀態(tài)，其中Y為y軸加速度，norm為x、y、z軸加速度的平方和根；

i.淺睡眠，加速度計中，方差A(yù)_y＝arctan(Y/norm)高于40°/20分鐘且小于1200°/20分鐘，則判斷用戶處于淺睡眠狀態(tài)，其中Y為y軸加速度，norm為x、y、z軸加速度的平方和根。

本發(fā)明該實(shí)施例中，上述所說的具體下肢動作的識別閾值中，可以理解是各傳感器的瞬時值同時滿足數(shù)據(jù)條件，這屬于可以正確識別動作的實(shí)施例；另外還可以參照各傳感器在一個采樣區(qū)間的平均值或最大值，或一個采樣區(qū)間的方差，以上都可以作為識別特征動作的參數(shù)，這些采樣區(qū)間后運(yùn)算得出的數(shù)據(jù)或數(shù)值還可作為校正結(jié)果或動作測量的數(shù)據(jù)依據(jù)。

一種實(shí)施例中，還可在復(fù)合傳感器中增加學(xué)習(xí)機(jī)制，能夠幫助識別特定用戶的行為習(xí)慣，通過迭代算法不斷提高自動識別的準(zhǔn)確性。舉例而言，復(fù)合傳感器的控制固件中內(nèi)建有迭代算法，可根據(jù)遞歸策略不斷更新用戶的行為習(xí)慣，可根據(jù)遞歸策略將上述閾值中各數(shù)據(jù)值要求進(jìn)行微調(diào)，以此提高自動識別的準(zhǔn)確性。

如下介紹本發(fā)明實(shí)施例中采用的高度算法，可選擇將地理坐標(biāo)系相對于載體坐標(biāo)系的姿態(tài)由四元數(shù)進(jìn)行轉(zhuǎn)換，得到方向余弦矩陣；在載體坐標(biāo)系下測量出加速度矢量，并由所述加速度矢量計算得到垂直方向速度；計算得到加速度誤差并對速度進(jìn)行補(bǔ)償，從而得到垂直方向位移。具體的高度算法可示例為：

地理坐標(biāo)系(Earth)相對于復(fù)合傳感器的載體坐標(biāo)系(Sensor)的姿態(tài)可由一組四元數(shù)進(jìn)行轉(zhuǎn)換，四元數(shù)可表示如下：

由此可得方向余弦矩陣

載體坐標(biāo)系下測量得加速度矢量a^S，可通過以下公式計算得該矢量在地理坐標(biāo)系下的表示方式

a^E＝R×a^S＝[a_x a_y a_z]

將該矢量中Z軸分量進(jìn)行數(shù)值積分可得垂直方向速度，計算公式如下

v_z,t＝v_z,t-Δt+a_z,t×Δt

vz，t＝vz，t-Δt+az，t×Δt

由于積分過程中存在低頻噪聲干擾，故積分誤差隨時間累積。

為簡化計算，可認(rèn)為誤差分量為附加在加速度測量值上的一常量，即速度誤差與時間線性相關(guān)。又可知運(yùn)動過程中起始速度和終止速度均為0，由此可計算得加速度誤差

式中v_end表示積分得終止速度，t_all表示積分總時間，由計算得誤差分量可對速度進(jìn)行補(bǔ)償?shù)?/p>

v_z,t＝v_z,t-Δa×t

式中t表示從積分開始所經(jīng)歷的時間。

對v_z,t再次進(jìn)行數(shù)值積分，可得垂直方向位移

d_z,t＝d_z,t-Δt+v_z,t×Δt。

由于具體利用本發(fā)明實(shí)施例中傳感器，進(jìn)行的高度算法在本領(lǐng)域中已比較成熟，對于本領(lǐng)域技術(shù)人員來講仍有更多算法可選，因此，在此不再贅述。

如下介紹本發(fā)明實(shí)施例中采用的動作測量算法；

復(fù)合傳感器可與作為上位機(jī)的智能終端(手機(jī)或電腦)配合，以對用戶的以下動作中的至少一種進(jìn)行測量：

A.側(cè)臥抬腿，復(fù)合傳感器可根據(jù)上位機(jī)提供的指令，初始化XY平面的重力方向夾角A＝arctan(Y/X)，記錄到緩存中，將夾角變化量ΔA<3°/5s作為閥值對傳感器的Y方向高度進(jìn)行測算，將積分的高度輸出給上位機(jī)，其中Y、X分別為y軸、x軸加速度；

B.直腿抬高，復(fù)合傳感器可根據(jù)上位機(jī)提供的指令，初始化XZ平面的重力方向夾角，B＝arctan(Z/X)，記錄到緩存中，將夾角變化量ΔB<3°/5s作為閥值對傳感器的Z方向高度進(jìn)行測算，將積分的高度輸出給上位機(jī)，其中Z、X分別為z軸、x軸加速度；

C.站立外展，復(fù)合傳感器可根據(jù)上位機(jī)提供的指令，初始化XY平面的重力方向夾角,A＝arctan(Y/X)，記錄到緩存中，將夾角變化量ΔA<3°/5s作為閥值對傳感器的X方向高度進(jìn)行測算，將積分的高度輸出給上位機(jī)，其中Y、X分別為y軸、x軸加速度；

D.屈膝滑移，復(fù)合傳感器可根據(jù)上位機(jī)提供的指令，初始化XZ平面的重力方向夾角，B＝arctan(Z/X)，記錄到緩存中，將當(dāng)前值B`與初始值B相減ΔB＝B`-B獲得的夾角差的2倍2×ΔB輸出給上位機(jī)，作為膝關(guān)節(jié)屈曲角度值，其中Z、X分別為z軸、x軸加速度；

E.俯臥彎腿，復(fù)合傳感器可根據(jù)上位機(jī)提供的指令，初始化XZ平面的重力方向夾角，B＝arctan(Z/X)，記錄到緩存中，將當(dāng)前值B`與初始值B相減ΔB＝B`-B獲得的夾角差ΔB輸出給上位機(jī)，作為膝關(guān)節(jié)屈曲角度值，其中Z、X分別為z軸、x軸加速度。

上位機(jī)根據(jù)康復(fù)計劃設(shè)定的目標(biāo)值將反饋給設(shè)備是否達(dá)到預(yù)期數(shù)值，設(shè)備根據(jù)反饋改變指示燈顏色提示用戶:綠色，合格；紅色，無效。

被動跟蹤算法，包括膝關(guān)節(jié)日常運(yùn)動評估方法實(shí)施例，說明如下：

膝關(guān)節(jié)日?；顒恿康脑u估指標(biāo)：根據(jù)膝關(guān)節(jié)在不同活動下受到的沖擊力建立加權(quán)系數(shù)表，建立一套日?；顒訉οリP(guān)節(jié)損耗的標(biāo)準(zhǔn)，設(shè)備在24小時跟蹤過程中將分時段匯總相關(guān)活動量評分?jǐn)?shù)據(jù)，評估用戶是否符合當(dāng)前康復(fù)狀態(tài)的活動量規(guī)范；其中，根據(jù)膝關(guān)節(jié)在不同活動下受到的沖擊力建立的加權(quán)系數(shù)為：高臺跳為8倍，跑步為4倍，上樓梯為3倍，下樓梯為4倍，快速走路為2.5倍，緩步走路為2倍，站立靜止為1倍，臥床為0.02倍。識別的方式依據(jù)重力方向的合加速度分量和其垂直分量及其變化特征來判定，具體為：

先判斷重力方向與載體坐標(biāo)的X軸方向是否大于60度為臥床姿態(tài)；

其余依據(jù)重力方向合加速度分量除去重力1g之后與垂直分量之比在2秒內(nèi)有1:3以下和3:1以上的周期性變化，則判斷是走動，否則為靜止站立；

根據(jù)周期變化的頻率小于60/min為緩步走路；

60步/min<頻率<120步/min，且重力方向合加速度分量<1.2g為快速走路；

120步/min<頻率重力方向合加速度分量>1.2g為跑步；

判斷為走路的條件下如果氣壓高度傳感器持續(xù)>10s呈上升趨勢并且小于3m則判斷為上樓梯；

同時如果氣壓高度傳感器持續(xù)>10s呈下降趨勢并且小于3m則判斷為下樓梯；

重力方向合加速度分量瞬間>2.2g則判斷為高臺跳。

對于活動量的測算可以是：各個運(yùn)動的時間乘以加權(quán)系數(shù)后再累加，如緩步走路為2小時，站立靜止為1小時，那么活動量即是2*2+1＝5。

睡眠跟蹤指標(biāo)：包括評估用戶睡眠跟蹤指標(biāo)的方法：根據(jù)X軸方向和Y軸與地面夾角pitch_x[rad]＝sin^-1(A_x[g]/1[g])、pitch_y[rad]＝sin^-1(A_x[g]/1[g])方向的數(shù)據(jù)，每20分鐘數(shù)據(jù)Δpitch_x和Δpitch_y進(jìn)行加權(quán)平均聚類分組，按方差分為高頻活動時間、中頻活動時間、低頻活動時間，根據(jù)低頻占比>90％判斷進(jìn)入深度睡眠，根據(jù)高頻占比>30％判斷進(jìn)入清醒狀態(tài)；并將高頻、中頻、低頻時間占比加權(quán)值作為睡眠質(zhì)量指標(biāo)。其中所述高頻活動時間對應(yīng)的方差范圍為大于20000；所述中頻活動時間對應(yīng)的方差范圍為大于或者等于1000且小于或者等于20000；所述低頻活動時間對應(yīng)的方差范圍為小于或者等于1000；所述高頻時間的占比加權(quán)值為0.1；所述中頻時間的占比加權(quán)值為0.3；所述低頻時間的占比加權(quán)值為1。此處的睡眠質(zhì)量指標(biāo)是計算出累計的睡眠時間，如高頻是2小時，中頻是3小時，低頻是3小時，那么計算出的睡眠時間就是2*0.1+3*0.3+3＝4.3小時，以此指標(biāo)作為衡量用戶睡眠質(zhì)量的依據(jù)。

在上述一個或者多個算法的基礎(chǔ)上，通過組建虛擬傳感器物聯(lián)網(wǎng)，利用藍(lán)牙等無線通信手段可在手機(jī)等智能終端中動態(tài)展示，可實(shí)現(xiàn)動畫和/或語音指導(dǎo)患者動作。

本發(fā)明提供了一種可穿戴的骨科術(shù)后康復(fù)治療的輔助裝置，用于幫助患者進(jìn)行術(shù)后康復(fù)訓(xùn)練，為醫(yī)生評估訓(xùn)練效果提供數(shù)據(jù)支持?？衫猛勇輧x等傳感器導(dǎo)航技術(shù)進(jìn)行人體姿態(tài)測量，不受外界環(huán)境干擾，可靠性高；可選擇利用無線技術(shù)將數(shù)據(jù)傳輸?shù)缴衔粰C(jī)，降低傳輸過程中對動作干擾數(shù)據(jù)實(shí)時反饋，幫助用戶提升動作準(zhǔn)確度。

在使用時，患者只需將該裝置佩戴至腳踝部位，開啟康復(fù)儀的電源開關(guān)，打開手機(jī)端APP并開啟藍(lán)牙即可實(shí)現(xiàn)與康復(fù)儀的自動無線連接，實(shí)時接收腿部動作的各項數(shù)據(jù)，包括腿部抬升角度，抬升距離等，這些數(shù)據(jù)可以保存至手機(jī)端或通過網(wǎng)絡(luò)發(fā)送給醫(yī)生，為醫(yī)生的下一步治療計劃提供參考數(shù)據(jù)。

本發(fā)明只需佩戴使用，無需導(dǎo)線連接，低功耗，續(xù)航時間長，測量數(shù)據(jù)精度高，非常適合手術(shù)后的患者佩戴進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，可大大縮短康復(fù)所需的時間。還可針對所戴的患肢，進(jìn)行運(yùn)動跟蹤，4小時監(jiān)控關(guān)節(jié)沖擊受力，建立關(guān)節(jié)損耗指數(shù)。

本發(fā)明的技術(shù)方案已由可選實(shí)施例揭示如上。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)意識到在不脫離本發(fā)明所附的權(quán)利要求所揭示的本發(fā)明的范圍和精神的情況下所作的更動與潤飾，均屬本發(fā)明的權(quán)利要求的保護(hù)范圍之內(nèi)。

所描述的特征、結(jié)構(gòu)或特性可以以任何合適的方式結(jié)合在一個或更多實(shí)施方式中。在上面的描述中，提供許多具體細(xì)節(jié)從而給出對本發(fā)明的實(shí)施方式的充分理解。然而，本領(lǐng)域技術(shù)人員將意識到，可以實(shí)踐本發(fā)明的技術(shù)方案而沒有所述特定細(xì)節(jié)中的一個或更多，或者可以采用其它的方法、組件、材料等。在其它情況下，不詳細(xì)示出或描述公知結(jié)構(gòu)、材料或者操作以避免模糊本發(fā)明的各方面。