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人体步态分析系统足底压力测量系统的研制
中国生物医学工程学报 2000年第1期第19卷 生物力学
作者：韦启航　陆文莲　傅祖芸　卢世璧
单位：韦启航（中国科技大学研究生院，北京 100039）　；陆文莲（中国科技大学研究生院，北京 100039）；傅祖芸（中国科技大学研究生院，北京 100039）；卢世璧（中国人民解放军总医院，北京 100853）
　　关键词: 步态分析；生物力学；步态压力测量；脚压系统
　　摘　要：根据人体步态分析的需求，我们设计并研制了一套体积小巧，功耗低，能实时测量，测量参数丰富，结果直观，人机界面友好的足底压力分布测量系统。系统的硬件包括由压力传感器阵列制成的鞋、信号调理单元、主电路单元三大部分。系统软件具有数据采集、文件管理、信号处理、步态特征参量提取及分析等多种功能。其图形丰富，操作简便，是一套人机界面友好的专用软件。此系统与三维运动子系统和三维测力台子系统可以共同组成一套完整的、功能齐全的人体步态分析系统。

　　分类号：Q66; R318.01
A NEW SYSTEM FOR FOOT PRESSURE MEASUREMENT
　　AND GAIT ANALYSIS
Wei Qihang　Lu Wenlian　Fu Zuyun
　　（Department of E.E, Graduate School of Academia Sinica, Beijing 100039）
　　Lu Shibi
　　（PLA General Hospital, Beijing 100853）
　　ABSTRACT：A new system was described for foot pressure measurement and gait analysis. The system consisted mainly of a pair of specially made shoes, force sensors, data acquisition circuit, an interface and a microcomputer. The function of software included data acquisition, files management, signal processing and gait parameters abstraction, etc. The unit carried by subjects was portable and of low-power. The system was easy to use and the measurement result easy to understand. Such a system, combined with the 3D kinematics analysis subsystem and force plates, formed an advanced gait analysis system.
　　Keywords：Gait analysis; Biomechanics; Pressure measurement; Foot pressure▲
　　0　引言
　　步行是人类最基本的运动之一，步行的姿态可分为不同的类型。人体的生理功能、病理力学甚至精神状态的各种变化都会不同程度地影响人体的步态。因此，检测人体行走时运动状态、受力状态等与生物力学有关的物理量，从而进一步分析获得人体各部位(特别是关节)的受力状态，以及机械功、代谢能量消耗等情况是非常必要的。人体步态分析系统，简称步态仪正是这种测量的技术手段和设备［1］。它的研制在医疗、体育、康复、人类学、宇航、人机工程、工业等诸方面均有重要的科学意义及应用价值。
　　人体是一个非常复杂的系统，要全面地弄清此系统在步行运动过程中的生物力学问题需要多方面的手段，涉及多学科领域的知识和技术。应该强调，步态分析正是一个新兴的跨学科的研究领域，一门综合性的高科技。我们在大量调研和分析的基础上，针对步态分析研究的主要内容，研制了一套人体步态信息分析系统，它能提供步态分析所需的大部分参数。系统的构成包括三个子系统：足底压力分布测量子系统；三维运动分析子系统；和三维测力台子系统。这三个子系统可以同步测量，亦可以分别单独工作。
　　三个子系统同步测量，可以进行关节受力分析、代谢分析等生物力学方面的各种分析，本文主要讨论第一个子系统即足底压力分布测量子系统的研制。
　　关于足底压力分布测量技术的研究，国外已进行了二十多年［2］。其中压力鞋及鞋垫最为先进，能实时测量连续的步态压力分布，其所用的传感器大致有两类—压阻晶体及压电晶体。在发表的国外文献中［3～5］，传感器有直接贴于足底的，有贴于鞋底的，也有做成鞋垫置于鞋内的，还有做成鞋状的。所用传感器数目有1个的，2个的(分别置于足底前后部分)，也有6～16个的，主要置于足底的有关解剖区域。总之，到目前为止，压力鞋及鞋垫技术仍处于研制开发阶段。
　　足底压力分布测量子系统要测量的基本参数是人体站立或步行时足底与支撑面之间的压力分布状态。我们经反复实验和比较，选用了多个国产微型力传感器，将它们按足底解剖区安装在鞋子上。又从系统结构优化设计的基点出发，优选IC芯片及电路，使其能满足测量的精度及实时测量的要求，由此自行设计和研制了一套体积小巧，功耗低，引线少，适合临床步态分析使用的足底压力测量系统。
　　1　系统的硬件结构及实现
　　足底压力测量子系统主要由微型压力传感器阵列，电路单元，PC计算机及其软件组成。
　　1.1　传感器和系统机械结构：
　　不言而喻，足底压力分布测量系统是要测量出人体站立或步行时足底压力的分布，即足底与支撑面之间的力分布状态，从而计算出足底合力大小和位置，以及步态时间参数等其他特征参数。因此力传感器是本系统的主要组成部分之一。
　　(1)力传感器　由于本系统主要用于步态分析的研究或临床应用，因此要求系统除满足测量量程、灵敏度、测量精度、分辨率等指标要求外，还应满足重复性好、性能稳定、系统轻便小巧、不妨碍人体步行动作，不改变足底压力的自然分布状态等要求。这样传感器的选择至关重要。一般的力传感器种类很多，如电位器式、电容式、压阻式、压电式等，其绝大多数体积太大，不适用于测量足底压力。我们经反复实验和比较，最后选用国产的微型力传感器，其内部采用高灵敏度的半导体扩散式硅压阻敏感元件，并组成惠斯登电桥的四个桥臂；在外力作用下，四臂全桥电路作差动变化，从而输出与压力成正比的电压信号。此传感器的特点是：稳定性好(零位飘移＜1%/h),体积小(20mm×7mm×8mm)，精度高(非线性度0.2～0.6%F.S)，灵敏度高(满量程输出100mv左右)，抗冲击力强，具有温度补偿等。微型力传感器的电路连接方式的示意图如图1所示。其电压输出为

　　K—灵敏系数，E—电源电压，—电阻变化率。
　　力传感器的量程是由系统的测量量程确定。系统的测量量程指标取决于体重、步行速度及传感器的安置结构。正常人以常速行走时足底受力不超过100kg，行走时足底与支撑面的最小接触面积约为2cm×1cm，此时受力最大。当传感器的敏感受力面积为0.5cm×0.5cm,且处于最大受力区域内，则传感器受力的最大值为

　　此为极限情况，在大多数情况下，力值分布于0～10kg之间，综合考虑后，力传感器的量程定为20kg。
　　本系统要求各传感器性能同一，但由于工艺问题，即使是同一批生产的传感器，其技术指标也存在个体差异，因此我们对每个传感器都进行了严格的调零和量程校准。
　　传感器的力与输出电压呈线性关系，我们采用拟合精度高的最小二乘法进行拟合；其拟合方程为
y=b+kx
　　式中y为输出量，x为输入量，b为y轴上的截距，k为直线的斜率。若实际校准测试点为n个，第i个校准数据yi与拟合直线上相应值之差为
Δi=yi-(b+kxi)
　　根据最小二乘法原理，应使为最小。将分别对k和b求偏导，并令其等于零时，解出k和b的表达式为

　　代入校准数据和实验次数，即可求出k和b，从而得到相应的最小二乘法拟合的直线方程。然后再依次测出输出一输入校准值与理论拟合直线上相应值之间的最大偏差±Δmax，则传感器的非线性误差为

　　其中VFS为满量程的输出电压，测试结果表明所有传感器的非线性度＜0.8%FS。
　　(2) 系统机械结构　在人体解剖学上，人脚可划分若干个解剖区域，如图2所示。

图1　传感器与放大器的联接方式

图2　足底解剖区域
1：脚跟后侧
　　2：脚跟内侧
　　3：脚跟外侧
　　4，5：脚中部
　　6～10：第1至第5跖骨头11～15：第1至第5趾
　　在步行、站立等运动中，这些解剖区域支撑着人体大部分重量，并调节着人体的平衡；测量这些部位的力可以获取下肢乃至全身的生理、结构及功能等方面的大量信息。本足底压力分布测量系统制成鞋状。左右两只鞋各用8个微型压力传感器，传感器被镶嵌在鞋底里，其受力点与鞋面平齐；当人体站立或步行时，传感器的受力点作为鞋的支撑面与足底紧接。8个微型力传感器分别置于第一至第五跖骨头以及脚跟的解剖区上。放置传感器的精确位置应根据脚的长度、宽度、脚型、骨骼分布状态等进一步确定。本文的传感器位置分布适合于足长为24～26cm的情况。为了合理分配整个系统的走线，减小噪声干扰，系统整体机械结构设计方案如图3所示。
　　1.2　系统电路结构
　　系统电路结构如图4所示，它由多路开关、放大器、A/D转换电路、编码器、电平转换电路和时序控制电路等组成。
　　传感器空载时，输出为零电平；当受力后输出为正比于受力大小的电压信号(信号范围在0～100mV)，每只鞋公用一个放大器。然后每只鞋的输出信号接至低电平模拟多路开关，分时放大到0～5V范围，再经A/D转换后，将数字信号按RS-232C协议进行编码，组成完整的异步通信数据格式。在短距离范围时，这些数据经TTL/EIA电平转换，由电缆直接输入微机的内存；若在长距离范围内，可经调制信号无线传输至微机，实时处理后以多种方式输出。
　　图4中前级多路开关和每只鞋的公用放大器构成信号调理单元，其余电路部分安装在一起构成一个主单元。两个信号调理单元分别近靠着两只压力鞋，信号调理单元和电路主单元之间用电缆线连接，如图3所示。

图3　系统整体结构

图4　足底压力分布测量分系统结构框图
　　(1)信号调理单元　本单元采用能精确处理微伏级信号的模拟多路开关MUX器件-AD7507，它为多个传感器提供多通道切换，并公用一个放大器。
　　放大器选用仪用放大器AD521，其具有很高的共模抑制比(高达120db)，所以抗干扰性能好，适合测量一定距离的差模信号。并且通过调整它的两个增益电阻Rg和Rs，可使放大器在0.1～1000范围内取得任意增益值。
　　这单元的设计不但能保证测量精度，而且紧凑，灵巧轻便，适合整个系统的技术要求。
　　(2)A/D转换电路　本系统采用8bit串行数据输入输出型芯片AD0831，其转换时间为32μs,DIP封装，由片选端触发A/D启动。与并行输入输出的A/D转换器相比，此芯片能使系统体积更小巧，输出引线大为减少。
　　对人体行走时足底受力进行频域分析，发现98%的信号低于10Hz,99%的信号低于15Hz。考虑到每个局部传感器上可能测得的高频分量，所以本系统采样率定为92Hz。
　　(3)信号传输　电路主单元与计算机之间采用异步通信，并且工作于单工方式(由电路单元发送信号，微机接收信号)，因此只需用两根导线连接(一根信号线，一根地线)，通常不妨碍受试者的步行动作。
　　左、右鞋上共16个传感器对应编号为0～15，它们输出的信号经多路开关切换，分时送入微机。用Reset键控制采样的起始，第一个采到的数据为第0号传感器输出，第二个采到的数据为1号传感器输出，以此类推，直至15号传感器。然后下一周期开始，循环往复，并将每一周期定义为一帧。为减少传输错误概率，我们将标准的异步通信数据格式加以修改，定义一位帧同步位。当检测到同步位，表示一帧的开始。这样，若某帧中传输出错，错误可控制在此帧之内，当检测到下一帧同步位，说明下一帧的第一个数据到来。
　　数据传输时，需先将TTL电平转换成RS-232C的EIA电平，这通过电平转换器实现。当数据传送速度为20Kbit/s，传输距离为50m，因此能满足步态分析需要。
　　(4)数据输入/输出　数据I/0是通过微机上异步通讯适配器RS232来实现。本系统采用最简单的单工工作方式，因此只使用了RS232的两个引脚(信号地端和接收数据端)，因此只需二根传输线，毫不妨碍步行。
　　(5)时序控制及编码　时序控制及编码单元的功能包括：产生系统时钟信号，产生模拟多路开关地址，产生触发A/D转换的定时信号、帧同步信号、系统复位信号以及编码产生完整的异步通信数据格式的数据信号。
　　除了信号调理单元外，这些时序控制和编码电路以及A/D转换电路都放置于一个主单元中。为了减少引线及电磁干扰，使调理单元到主单元的引线尽可能短，主单元应附着在人体上，随人体步行而移动。因此，本系统采用4节电池供电；两节15V叠层电池供模拟开关及仪用放大器使用，2节6V叠层电池供传感器及其它IC芯片使用。相应地，电路所有芯片都采用CMOS型，以降低功耗。
　　整个系统样机如图5所示。由于采用了上述优化结构，整个系统体积很小(电路板面积＜10cm×7cm)。

图5　整个系统样机
　　2　系统硬件达到的技术指标
　　1　分辨率：每只传感器量程为20kg，测量分辨率为0.078kg。
　　2　测量点数：左右两只鞋，每只鞋安装8个传感器。
　　3　采样率：92Hz。
　　4　采样时间：10s。
　　5　传输速率：传输波特率为19.2Kbit/s。
　　6　传感器频率响应：0～1000Hz。
　　7　传感器零漂：＜1%/h。
　　8　精度估计：引起整体系统测量误差的因素包括以下各个方面：
　　①传感器非线性误差：

　　其中ef为非线性度，Δmax为输出-输入校准值与理论拟合值的最大偏差，VFS为传感器满量程输出平均值。
　　根据上述计算，本系统采用的力传感器非线性度皆＜0.8%。
　　②集成模拟多路开关引入的误差　主要由两项性能参数引起误差，导通电阻和池漏电流。因我们所采用的多路开关的池漏电流仅只有≤0.3nA，故可忽略不计。而导通电阻(Ron)，即访问通道的输出和输入之间的电阻，引起的误差为

　　其中Ri为次级输入阻抗，ΔRon为温度因素引起导通电阻的变化，Rs为传感器输出阻抗。
　　对于本系统，计算得E(%)≤0.03%。
　　③量化误差：　因采用8位A/D转换器，故量化误差＜0.2%。
　　④传感器零漂＜1%h。
　　综合上述情况，系统的测量精度达2%。
　　3　系统软件
　　根据步态数据采集和分析的需要，系统软件应具有多方面的功能：数据采集、文件管理、信号处理、步态特征参量提取及分析等功能；并且应易与硬件接口，应具有丰富的图形和具有易于维护与扩展的友好的用户界面。
　　3.1　GAIT系统软件
　　GAIT系统软件是我们编制的，满足上述功能的软件包，是提供用户应用的软件包。此软件用C语言设计和编制，其特点是人机界面友好，操作简便，实时处理，功能完善，图形丰富且视觉效果好，是一个专业化的用户界面，已达到实用水平。
　　GAIT系统软件运行环境是：286SX16以上微机，配以VGA显示适配卡，和DOS操作系统。GAIT所有功能用二级下拉式菜单进行组织及驱动，整体结构如图6所示。
　　GAIT系统软件的主屏顶部提供了主菜单条，有6种选择：
　　Syst:帮助清单，清除内存。
　　File:数据读盘，存盘，显示，打印及绘图。
　　Aqui:数据采集。
　　Proc:预处理，FFT处理。
　　Gait:所有传感器力-时间曲线立体叠加显示；
　　所有传感器力-时间曲线分别显示；
　　所有传感器力-时间曲线叠加显示；
　　所有传感器力的三维显示；
　　双脚每帧合力-时间曲线；
　　压力图象及合力位置变化过程；
　　每步态周期合力轨迹分析；
　　步态时间参数；
　　每个步态周期的峰值压力分析。
　　Out:输出检测及分析结果报告。
　　Quit:退出主菜单，返回DOS系统。
图6　菜单结构
　　3.2　基本功能的实现
　　系统软件的基本功能是数据采集和预处理，高层功能为步态特征参数提取。本文主要讨论前者。
　　3.2.1　数据采集
　　系统设计采集16个力传感器的10s数据，因此每个传感器在10s内共采集920个采样值。我们开辟一组二维数组X［i］［j］来存贮这些原始数据，另一组数组f［i］［j］存贮预处理后的数据。在这两组数组中i(0～15)表示左右足的传感器序号，j(0～919)代表所采集的帧序列号。
　　数据采集是通过异步通讯控制器来接收主单元传输来的数据。程序设计基本步骤如下：
　　①设定通讯的规程，如波特速率，奇偶校验方式，停止位的数目，数据字节长度等；
　　②采用查询方式，读取通讯线路的状态，判断是否已进行了通讯；
　　③接收一个数据字节；
　　重复上述②和③，直至通讯完毕。
　　3.2.2　数据预处理
　　通过采集所获得的数据必须进行下述二部分的预处理：
　　①电平值的转换：数据采集所得到的是力传感器输出经放大，A/D转换后的二进制数字信号，为了获取步态分析所需的步态特征参数，必须将这些数字信号折算成力传感器的输出电平，并又根据每个传感器的拟合直线计算出相应的受力值。
　　②数据的滤波和平滑处理：实验测量得到的数据，经常会不同程度地混有噪声的干扰。为了保证数据处理结果的可靠性，我们对采集的数据进行了数字滤波处理。本文采用一阶滞后数字滤波法，其输入和输出关系的公式如下：
y(j)=(1-α)x(j)+αy(j-1)　　　　(j=0,1,…，n)
　　α=τ/(τ+t)
　　其中τ为滤波时间常数；t为采样周期；j为所采集数据的帧序列号，则x(j),x(j+1)为某传感器某时刻前后输出的采集值。
　　适当选择数α，即可滤掉相应频率的干扰。
　　实验数据中经常也会受到一些随机干扰，这就会给数据处理结果带来误差。为了消除随机干扰的影响，提高观察数据的可靠性，这就需要进行数据平滑处理。本文软件中分别设计了两种平滑处理方法，一种是三点平均平滑法，另一种是中值平滑滤波法。
　　三点平均平滑法是将三点等距的数据(某时刻的采样值与其前后时刻的采样值)进行平均后替换该点的数据。其公式为：
y(j)=［x(j-1)+x(j)+x(j+1)］/3　　　(j=0,1,…，n)
　　而中值平滑滤法是对三点等距的数据进行比较，取其中值替换该点的数据。其公式为：
y(j)=mid［x(j-1),x(j),x(j+1)］　　　(j=0,1,…，n)
　　这两种平滑法都能较好地消除随机干扰的影响。上述预处理后的数据被存入磁盘，可供进一步提取步态特征参数及步态分析所用。
　　4　总结
　　本文介绍了我们自行设计和研制完成的足底压力测量子系统，此系统包括了一套双脚足底负重解剖点受力测量的硬件系统和一套人机界面友好的专用软件。
　　我们将这系统作了初步的临床实验测试(有关该子系统的步态特征参数提取和临床应用将于另一文中给以报道)，通过对正常人和病人的初步实验测试证明，本文所研制的子系统是可行的，能满足步态分析的需求。与国外类似系统相比较，本子系统设计方案新颖，结构精简、轻便，由于采用了计算机采集、分析、处理和显示等高技术，系统能进行实时测量，自动化程度高，易于操作，结果直观成本适中，因此本子系统具有开发实用前景。■
　　基金项目：国家自然科学基金资助项目
　　参考文献：
　　［1］韦启航，陆文莲，傅祖芸等.人体步态分析系统综述.中国科学院研究生院学报，1991，8(2)：94～106
　　［2］韦启航.人体足底压力分布测量.北京生物医学工程，1991，10(4)：246～254
　　［3］Schaff P, Hauser W, et al. Pressure measurments inside shoes and applicaction in Alpine skiing. Biomechanics: Basic and Applied Research, 1987,659～666
　　［4］Soames RW. Foot pressure patterns during gait. J Biomed Eng 1985,7:120～126
　　［5］Derbyshre B, Platts RGS. A Shapeable foot-pressure measuring device. J Biomed Eng 1989,11:258～264
收稿日期：1996-02-09
　　修改日期：1997-03-10