本發(fā)明屬于可穿戴傳感器領域，具體涉及一種可穿戴式設備及用于該設備的實時步長測量方法。

背景技術：

步態(tài)參數(shù)是人類行走過程中的物理參數(shù)，可以反映人類運動能力，擁有較大的應用價值，因此目前有許多研究者在研究步態(tài)參數(shù)的測量?？纱┐鱾鞲衅靼☉T性測量單元，超聲波傳感器，微型攝像頭等等，相比于大型實驗室測量步態(tài)參數(shù)的設備如光學式運動捕捉系統(tǒng)、測力臺等等，以其小巧、廉價，不受時間、空間限制、易于推廣等優(yōu)點被廣泛應用于步態(tài)參數(shù)測量領域。目前有很多研究使用放置在人體腿部、腰部、手腕、胸部等部位的可穿戴傳感器測量步態(tài)時間參數(shù)，如步態(tài)事件、步態(tài)周期等等；也有的測量步態(tài)空間參數(shù)，如步行速度、步距等等。如申請?zhí)枮镃N201510887154.1的發(fā)明專利公開了一種室內定位步長計算方法，將慣性測量單元置于人員的腰部，人員在室內行走過程中，獲得人員慣性傳感器數(shù)據，然后計算步長。而申請?zhí)枮镃N 201310007945.1的發(fā)明專利公開了一種步長計算方法和裝置，獲取載體在三維坐標系中的各軸加速度值；根據所述各軸加速度值計算步長補償系數(shù)；根據所述步長補償系數(shù)和預先設定的預設步長確定載體移動幅度的最終步長。但上述方法再實際使用過程中，均存在步態(tài)測量精度較低、無法實時測量單步步長等缺陷。

實時步長的測定具有重要的意義?，F(xiàn)在有很多研究用可穿戴傳感器測量步速、步距等空間參數(shù)，比較成熟，但是測量步長的研究不多。一些疾病如帕金森綜合征會使人體運動能力下降，步速、步距減小，因此步距和步速可以用來反映人體下肢運動能力。但是步距、步速不能反映出偏癱造成的人體兩側運動能力的差異，即步態(tài)不對性，而我們可以根據兩腿步長的比值量化人體兩側步態(tài)的不對稱性，而且通過步長也可以求出步距、步速等參數(shù)，因此步長擁有更大的臨床應用價值。除此之外，實時的步長可以反映使用者實時的位移信息，搭配使用者實時的下肢姿態(tài)信息，可以對與下肢運動相關的機械裝置如二足機器人、下肢輔助康復裝置等等。使用可穿戴傳感器計算步長具有廣泛的應用范圍。因此有必要提出一種兼顧測量精度和實施測定的步長測量方法。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于解決現(xiàn)有技術中步態(tài)測量精度較低、無法實時測量單步步長等缺陷，并提供一種可穿戴式設備及用于該設備的實時步長測量方法。

本發(fā)明中所涉及的部分名詞含義如下：

步距是指人行走過程中同一只腳相鄰著地點之間的距離，步長是指人行走過程中雙腳的相鄰著地點之間的距離。通常來說，步距等于兩腿步長之和。

步態(tài)事件是指人在行走過程中的每個步態(tài)周期中的重要時刻，主要有擺動中期、腿伸直、腳落地、站立中期、腳離地五個步態(tài)事件。人的走路步態(tài)周期如圖4所示，以右腿為例，左腿支撐人體，右腿向前邁出的這段時間為右腿的擺動相；右腿擺到左腿附近時為擺動中期；隨后右腿向前踢出并伸直；接著右腳落地，右腿開始支撐人體，左腿向前邁出的這段時間，為右腿的站立相；右腿以右踝關節(jié)為旋轉中心，向前移動，到達接近于與地面垂直的位置，此時為站立中期；隨后右腳離地，右腿向前邁出，完成一個步態(tài)周期。

步態(tài)事件可以根據同側小腿、大腿的角速度特征進行檢測，如圖5所示。小腿角速度在一個周期內通常主要有一高一矮的兩個比較大的波峰，較高的峰對應著擺動中期，較矮的對應著站立中期；擺動中期之后有一段有很多小的負向的波峰的區(qū)域，這是腳落地造成的震動，第一個負向峰為腳落地時刻；在擺動中期與腳落地時刻之間，有一處大腿、小腿角速度相交，此刻為腿伸直時刻；在站立中期后，下一個擺動中期前，有一處波谷，此時對應著腳離地時刻。站立相從該腿腳落地開始，到腳離地結束，近似的為圖中小腿角速度為負值的區(qū)域；擺動相從該腿腳離地開始，到腳落地結束，近似的為圖中小腿角速度為正值的區(qū)域。

實時步長測量是指當檢測到前腳落地的步態(tài)事件時，計算該步的步長。

矢狀面和鉛垂線如圖1所示，矢狀面是垂直于水平面并將人體分為左右兩部分的面，人在行走時，主要運動都發(fā)生在矢狀面內；鉛垂線是垂直于地面的線。

另外為方便描述，定義大腿以及小腿的三維方向，如圖2所示：X軸與該小腿或大腿平行；Y軸在矢狀面內，與該小腿或大腿垂直；Z軸垂直于矢狀面。放置在大腿或者小腿上的傳感器的坐標軸應該與該大腿或小腿保持一致，但是因為矢狀面是不可見的，在安放傳感器會出現(xiàn)Y軸、Z軸偏移的情況，根據傳感器測得的Y軸、Z軸角速度可以大致計算傳感器Y軸偏移矢狀面的角度，并利用此角度計算該大腿或小腿的相應軸的加速度、角速度。

人體的大腿長為人體靜止站立時，從髖關節(jié)到膝關節(jié)的垂直高度；小腿長為此時膝關節(jié)到地面的垂直高度。

本發(fā)明為解決技術問題，所采用的具體技術方案如下：

用于可穿戴式設備的實時步長測量方法，包括以下步驟：

實時測量用戶兩側大腿和小腿行走過程中的Y軸加速度和Z軸角速度，同時根據Z軸角速度實時確定行走過程中的步態(tài)事件；根據步態(tài)事件以及Z軸角速度積分實時確定大腿和小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角；再根據所述的夾角以及大腿和小腿的長度計算實時步長。步長的計算可以根據行走過程中下肢的幾何學關系進行計算。

作為一種優(yōu)選方式，所述的可穿戴式設備中包含用于檢測左右大腿和左右小腿三軸加速度、三軸角速度的傳感器，所述的Y軸加速度和Z軸角速度通過傳感器獲得。

作為一種優(yōu)選方式，所述的步態(tài)事件包括腳落地、站立中期以及腿伸直；

當檢測到左小腿或右小腿站立中期時，計算該小腿與鉛垂線的夾角(下述左小腿或右小腿的計算公式，并非同時進行計算，而是根據當前待測的目標擇一選用。例如，當檢測到左小腿處于站立中期，則計算θ_lsms；當檢測到右小腿處于站立中期，則計算θ_rsms。后續(xù)公式也采用相同方法)：

式中：θ_lsms、θ_rsms分別為左小腿、右小腿在站立中期時與鉛垂線的夾角，a_lsyms、a_rsyms分別為此時左小腿、右小腿Y軸加速度；其中，θ_l0、θ_r0分別為用戶靜態(tài)站立狀態(tài)(雙腳自然落地的站立狀態(tài))下的左小腿、右小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角，且滿足：

式中：a_lsys、a_rsys分別為用戶靜態(tài)站立時左小腿、右小腿Y軸加速度；

在檢測到下一個站立中期事件之前，通過角速度積分實時計算該腿的小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角：

式中：t為當前時刻距離左小腿或右小腿的上一個站立中期的時間，θ_ls()、θ_rs()分別為t時刻時左小腿、右小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角，ω_lsz(δ)、ω_rsz(δ)分別為左小腿、右小腿瞬時Z軸角速度；

由此可以實時得到兩側小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角。

當檢測到左腿或右腿腿伸直時，計算該腿的大腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角：

θ_ltls＝_lsls

θ_rtls＝_rsls

式中：θ_ltls、θ_rtls分別為左大腿、右大腿在腿伸直時刻在矢狀面內與鉛垂線的夾角，θ_lsls、θ_rsls分別為此時左小腿、右小腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角；

在檢測到下一個腿伸直事件之前，通過角速度積分實時計算該腿的大腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角：

式中：t為自左大腿或右大腿的上一個腿伸直時刻后的時間，θ_lt(t)、θ_rt(t)分別為t時刻時左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角，ω_ltz(δ)、ω_rtz(δ)分別為左大腿、右大腿的瞬時Z軸角速度；

由此可以實時得到兩側大腿在矢狀面內與鉛垂線的夾角。

當檢測到左腿或右腿腳落地時，計算該腿此時的步長：

LSL＝l₁(sinθ_rtic+sin(-θ_ltic))+l₂(sinθ_rsic+sin(-θ_lsic))

RSL＝l₁(sin(-θ_rtic)+sinθ_ltic)+l₂(sin(-θ_rsic)+sinθ_lsic)

式中：θ_lsic、θ_rsic、θ_ltic、θ_rtic分別為該腿落地時刻的左小腿、右小腿、左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角，l₁、l₂分別為大腿長、小腿長，LSL為左腿落地時刻該腿的步長，RSL為右腿落地時刻該腿的步長。

作為一種進一步的優(yōu)選方式，測量步長之前，預先監(jiān)測目標用戶的一定距離內的行走過程，確定傳感器Y軸實際方向偏離矢狀面的角度：

式中：為該傳感器Y軸實際方向偏離矢狀面的角度，為用戶行走過程中在站立相時該傳感器Y軸角速度的平均值，為用戶行走過程中在站立相時該傳感器Z軸角速度的平均值；

測量步長過程中的，每個傳感器的Y軸加速度、Z軸角速度數(shù)據在代入上述各公式使用前都預先進行修正，作為該小腿或大腿相應方向的加速度或角速度，修正公式為：

式中：a_y為該傳感器測量的Y軸加速度，a_z為該傳感器測量的Z軸加速度，a_yc為該傳感器的數(shù)據修正后得到的Y軸加速度；ω_y為該傳感器測量的Y軸角速度，ω_z為該傳感器測量的Z軸角速度，ω_zc為該傳感器的數(shù)據修正后得到的Z軸角速度。

本發(fā)明的另一目的在于提供一種步態(tài)不對稱度測量方法，根據上述的方法測量實時步長，再量化單側運動障礙的用戶的步態(tài)不對稱度，計算公式如下：

式中：GA為步態(tài)不對稱度，分別為左腿步長、右腿步長的平均值，為運動障礙一側腿的步長。

本發(fā)明的再一目的是提供一種實現(xiàn)所述實時步長測量方法的可穿戴式設備，包括四個慣性傳感器和上位機，每個慣性傳感器包含三維加速度計以及三維角速度計，慣性傳感器與上位機相連進行數(shù)據傳輸。

作為一種優(yōu)選方式，所述的慣性傳感器首先與單片機相連，單片機與藍牙模塊相連，所述的上位機與所述的藍牙模塊通過藍牙進行數(shù)據交互。

作為一種優(yōu)選方式，還包括用于固定慣性傳感器的固定帶。

作為一種優(yōu)選方式，所述的慣性傳感器為基于MPU6050芯片的慣性傳感器。

作為一種優(yōu)選方式，所述的慣性傳感器采樣頻率不低于100Hz。

上述各優(yōu)選方式中的技術特征在不相互沖突的前提下，均可進行相互組合，不構成限制。

本發(fā)明相對于現(xiàn)有技術而言，其有益效果是：

1)使用本發(fā)明計算下肢姿態(tài)、步長，廉價、方便，不受場地限制，易于推廣。

2)使用一種基于下肢姿態(tài)的方法計算步長、量化步態(tài)不對稱性，可以適應多種病態(tài)的步態(tài)，擁有較好的應用價值以及廣泛的應用范圍。

3)通過可穿戴式設備進行步長測量，可以方便、有效的量化人體兩側運動能力以及它們的差異，可以方便應用于臨床。

4)本發(fā)明可以實時輸出下肢姿態(tài)以及步長，可以被用于相關設備的實時控制。

附圖說明

圖1本發(fā)明中矢狀面、鉛垂線示意圖；

圖2本發(fā)明中傳感器放置位置及小腿、大腿坐標系示意圖；

圖3本發(fā)明中可穿戴實時步長測量系統(tǒng)結構圖；

圖4本發(fā)明中人體行走周期示意圖；

圖5本發(fā)明中步態(tài)事件檢測示意圖；

圖6本發(fā)明中腳落地時刻下肢雙倒立擺二維幾何模型示意圖；

圖7本發(fā)明中右小腿擺動中期角度標定示意圖；

上述圖1、2、7中P表示鉛垂線(Plumb line)，S表示矢狀面(Sagittal Plane)；

上述圖2、3中，1～4分別為放置在左大腿、左小腿、右大腿、右小腿上的慣性傳感器單元，5為上位機單元；

上述圖4、5中，A～E為右腿在一個步態(tài)周期內的步態(tài)事件，其中A為擺動中期步態(tài)事件，B為腿伸直步態(tài)事件，C為腳落地步態(tài)事件，D為站立中期步態(tài)事件，E為腳離地步態(tài)事件。

具體實施方式

下面結合附圖對本發(fā)明進行進一步說明，因便于更好地理解。本發(fā)明中的技術特征在不相互沖突的前提下，均可進行相互組合，不構成限制。

本發(fā)明使用包括四個慣性測量傳感器的可穿戴設備以及一種基于幾何的算法，實時計算并輸出使用者在行走時的下肢姿態(tài)、步長。實時步長測量是指當檢測到前腳落地的步態(tài)事件時，計算該步的步長。以某一用戶為例，本發(fā)明具體實施過程如下：

(1)準備工作：

本實施例中，目標用戶的大腿長為42cm、小腿長為53cm，將其輸入到可穿戴設備的上位機中，隨后用戶穿戴該可穿戴設備。

整套設備結構如圖3所示，包含四個慣性傳感器單元以及一個上位機單元。本發(fā)明中各傳感器及其他電子元件的具體型號，可以根據實際需要進行選型。四個慣性傳感器單元每一個都包含一個基于MPU6050芯片的慣性測量傳感器模塊，模塊包括一個三維加速度計以及一個三維陀螺儀，用于采集使用者行走過程中的三維加速度以及三維角速度數(shù)據，采樣頻率為100Hz。四個傳感器單元分別放置在用戶的兩條大腿、兩條小腿外側。定義大腿以及小腿的三維方向，如圖2所示：X軸與該小腿或大腿平行；Y軸在矢狀面內，與該小腿或大腿垂直；Z軸垂直于矢狀面。放置在大腿或者小腿上的傳感器的坐標軸應該與該大腿或小腿保持一致，以用來采集相應坐標軸的數(shù)據。小腿上的傳感器單元結構上包括帶彈性的固定帶以MPU6050傳感器模塊；大腿上的傳感器單元結構上包括電池、固定帶、單片機、MPU6050傳感器模塊以及藍牙傳輸模塊。固定帶用于將傳感器單元固定在使用者腿部；大腿傳感器單元中的單片機除與本單元內各模塊相連外，還與身體同側小腿傳感器單元中的MPU6050傳感器模塊通過導線相連，用于初步處理數(shù)據；藍牙模塊用于慣性傳感器單元與上位機單元通信。上位機單元結構上包括藍牙模塊、單片機、按鍵、電池以及OLED顯示屏。單片機用于處理數(shù)據；按鍵及OLED顯示屏構成操作界面，便于用戶進行使用。

由于傳感器放置的位置通常不能達到標準的理想狀態(tài)(X軸與該小腿或大腿平行；Y軸在矢狀面內，與該小腿或大腿垂直；Z軸垂直于矢狀面)，傳感器檢測到的數(shù)據在使用前需要經過動態(tài)修正和靜態(tài)標定。為了減少行走過程中傳感器震動帶來的誤差，需要再使用截止頻率為3.2Hz的低通濾波器對修正后的Y軸加速度進行濾波，以便后面步驟使用。后續(xù)步驟需要使用傳感器單元的濾波后的Y軸加速度數(shù)據、修正后的Z軸角速度數(shù)據進行步長計算。

動態(tài)修正是對大腿或者小腿上的傳感器的Y軸和Z軸數(shù)據不斷進行修正。在用戶安放傳感器時，傳感器的X軸可以大致與大腿或者小腿平行，但是矢狀面是不可見的，傳感器放置位置容易出現(xiàn)偏離，較為容易造成傳感器的Y軸和Z軸在它們構成的平面內偏移，因此需要確定Y軸偏離矢狀面的角度動態(tài)修正具體如下：

通過預先監(jiān)測用戶的一定距離內的行走過程，利用傳感器檢測的Y軸、Z軸角速度確定傳感器Y軸實際方向偏離矢狀面的角度：

式中：為該傳感器Y軸實際方向偏離矢狀面的角度，為用戶行走過程中在站立相時該傳感器Y軸角速度的平均值，為用戶行走過程中在站立相時該傳感器Z軸角速度的平均值。

之后，每個傳感器的Y軸加速度、Z軸角速度數(shù)據在使用前都預先進行修正，作為該小腿或大腿相應方向的加速度或角速度：

式中：a_y為該傳感器測量的Y軸加速度，a_z為該傳感器測量的Z軸加速度，a_yc為該傳感器的數(shù)據修正后得到的Y軸加速度；ω_y為該傳感器測量的Y軸角速度，ω_z為該傳感器測量的Z軸角速度，ω_zc為該傳感器的數(shù)據修正后得到的Z軸角速度。

靜態(tài)標定是標定小腿與鉛垂線夾角的零點。因為后續(xù)計算需要用到小腿與鉛垂線的夾角，用戶調整傳感器位置后，X軸能基本保持與小腿平行，但難以達到精確平行狀態(tài)，此時將X軸視為小腿的方向，將造成一定誤差，因此需要重新對小腿方向進行標定。靜態(tài)標定具體如下：

在測量步長前，還需要預先監(jiān)測用戶靜態(tài)站立狀態(tài)，并定義人體在靜止站立時大腿、小腿與地面垂直，即與鉛垂線夾角為0，利用重力加速度確定此狀態(tài)下的左小腿、右小腿的X軸在矢狀面內分別與鉛垂線的夾角：

式中：θ_l0、θ_r0分別為用戶靜態(tài)站立狀態(tài)下的左小腿、右小腿X軸在矢狀面內與鉛垂線的夾角，a_lsys、a_rsys分別為用戶靜態(tài)站立時左小腿、右小腿Y軸加速度。

(2)步態(tài)事件檢測：

以上各項準備工作完成后，可以開始測量用戶的步長。用戶在平坦的地面上行走，四個慣性傳感器實時的采集加速度、角速度數(shù)據，單片機會使用相應的算法利用這些數(shù)據進行步態(tài)事件的檢測。人的走路步態(tài)周期如圖4所示，一個周期中主要有擺動中期A、腿伸直B、腳落地C、站立中期D、腳離地E五個步態(tài)事件，本方法中需要檢測的步態(tài)事件為腳落地、站立中期以及腿伸直。同側的小腿與大腿的Z軸角速度可以實時的檢測使用者這側腿的每一個步態(tài)周期內的步態(tài)事件，如圖5所示。腳落地事件是走路過程中前腳后落地的時刻，發(fā)生在每個步態(tài)周期內小腿角速度的最高波峰后的角速度震動區(qū)域中的第一個負值波谷處，即在最高波峰后的第一個負值轉折點，并且在其發(fā)生后能夠被立刻檢測；站立中期為該腿作為支撐腿，移動到接近垂直與地面的位置的時刻，位于小腿角速度的較大的矮波峰處，且峰值為負值；在擺動中期與腳落地事件之間，有一處大腿角速度與小腿角速度相等的時刻，即為腿伸直事件發(fā)生的時刻，此時使用者的腿部向前進方向擺動并伸直。

(3)大腿、小腿實時角度的計算：

接下來利用檢測的步態(tài)事件以及角速度積分實時計算大腿、小腿在行走過程中在矢狀面內與鉛垂線的夾角。將人體下肢簡化為雙擺二維幾何模型，并將用戶的運動簡化為矢狀面內的平面運動，如圖6所示，將小腿與大腿簡化為桿，髖關節(jié)、兩個膝關節(jié)簡化為鉸鏈。根據步驟(1)中的靜態(tài)標定，人體在靜止站立時大腿、小腿的簡化桿模型與地面垂直，即與鉛垂線夾角為0，由此可得，左、右小腿簡化桿模型與該小腿X軸夾角為θ_l0與θ_r0。大腿、小腿在行走過程中與鉛垂線的實時的夾角主要利用Z軸角速度實時的積分而得，但是隨著積分時間的推移，積分誤差會越來越大，因此需要在每一個周期內都對其重新標定一次。對于小腿角度的標定，在站立中期時進行，如圖7所示，此時腳與地面接觸，小腿角速度達到極大值，角加速度近似為0，小腿達到一種穩(wěn)定運動的狀態(tài)，因此可以利用此時的Y軸加速度根據重力計算該小腿與鉛垂線的夾角：

式中：θ_lsms、θ_rsms分別為左小腿、右小腿在站立中期時與鉛垂線的夾角，a_lsyms、a_rsyms分別為此時經截止頻率3.2Hz的低通濾波器修正后的的左小腿、右小腿Y軸加速度。

在檢測到下一個站立中期事件之前，實時的左小腿、右小腿與鉛垂線的夾角以上一個站立中期標定的夾角為起點，通過角速度積分計算：

式中：t為自左小腿或右小腿的上一個站立中期后的時間，θ_ls(t)、θ_rs(t)分別為t時刻時左小腿、右小腿與鉛垂線的夾角，ω_lsz(δ)、ω_rsz(δ)為左小腿、右小腿瞬時Z軸角速度。

然后是大腿角度的標定，當檢測到左腿或右腿腿伸直時，大腿小腿近似處于一條直線上，以此計算該腿的大腿與鉛垂線的夾角。

θ_ltls＝θ_lsls

θ_rtls＝θ_rsls

式中：θ_ltls、θ_rtls分別為左大腿、右大腿在腿伸直時刻與鉛垂線的夾角，θ_lsls、θ_rsls分別為此時左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角。

在檢測到下一個腿伸直事件之前，實時的左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角通過角速度積分計算：

式中：t為自左大腿或右大腿的上一個腿伸直時刻后的時間，θ_lt(t)、θ_rt(t)分別為t時刻時左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角，ω_ltz(δ)、ω_rtz(δ)為左大腿、右大腿的瞬時Z軸角速度。

(4)步長的計算：

以上步驟中的計算主要在大腿慣性傳感器單元中的單片機內完成，隨后通過藍牙將步態(tài)事件實時檢測的結果以及大腿、小腿的實時角度發(fā)送給上位機單元。

當檢測到左腿或右腿的腳落地事件時，上位機通過如圖6所示的幾何模型的實時計算用戶該腿該步的步長：

LSL＝l₁(sinθ_rtic+sin(-θ_ltic))+l₂(sinθ_rsic+sin(-θ_lsic))

RSL＝l₁(sin(-θ_rtic)+sinθ_ltic)+l₂(sin(-θ_rsic)+sinθl_sic)

式中：θ_lsic、θ_rsic、θ_ltic、θ_rtic分別為步驟(3)計算的在該腿的腳落地時刻的左小腿、右小腿、左大腿、右大腿與鉛垂線的夾角，l₁、l₂分別為大腿長、小腿長，LSL為左腿落地時刻該腿的步長，RSL為右腿落地時刻該腿的步長。

計算的步長結果可以直接實時的顯示在OLED顯示屏上，也可以通過串口發(fā)送至其他設備中。

測量過程中，用戶的每一步的步長都通過上述方式測量。在用戶結束步行后，如果該用戶單側下肢有運動障礙，還可以量化該用戶的步態(tài)不對稱度：

式中：GA為步態(tài)不對稱度，分別為左腿步長、右腿步長的平均值，為運動障礙一側腿的平均步長。

(5)步長測量效果：

本例中用戶無下肢運動障礙，在步長測量過程中一共行走了22步，每一步均能夠被實時的檢測的并實時的計算步長。通過與每一步的步長的實際值對比，該過程測量的所有步長的均方根誤差為3.9cm，為該用戶實際平均步長(63.1cm)的6.2％；假定該用戶左腿為運動障礙的一側，其步態(tài)不對稱度實際值為0.503，該過程的測量值為0.508，誤差為0.005。由此可見，本發(fā)明的裝置和方法相對于現(xiàn)有技術而言，不僅能夠實現(xiàn)實時的步長和步態(tài)不對稱度的測量，而且其實際精度也得到了大大地提高。

以上所述的實施例只是本發(fā)明的一些較佳的方案，然而其并非用以限制本發(fā)明。有關技術領域的普通技術人員，在不脫離本發(fā)明的精神和范圍的情況下，還可以做出各種變化和變型。例如，上述實施例也可以使用其他算法或者使用其他傳感器來實時計算大腿、小腿的角度，如使用加速度計、陀螺儀、磁場傳感器融合進行卡爾曼濾波算法計算左、右側大腿、小腿的角度，進而利用如圖6的幾何模型進行步長計算。而上述可穿戴設備也可以采用現(xiàn)有技術中的其他結構或對附圖中展示的設備進行改動，如去除原設備中的有線連接，四個慣性傳感器全都通過無線通訊，以更方便地使用。單片機也可以集成于上位機單元中。上位機單元也可以采用遠程的PC機等形式。另外，在被本發(fā)明的方法中，在傳感器安裝角度和位置準確的情況下，還可以省略對放置在腿上的傳感器采集的數(shù)據進行校正的步驟，直接將傳感器數(shù)據用于步長測量的過程。

由此可見，凡采取等同替換或等效變換的方式所獲得的技術方案，均落在本發(fā)明的保護范圍內。