CN102614066B

CN102614066B - 一种提供主动辅助和被动拉伸的患肢训练装置及其控制方法

Info

Publication number: CN102614066B
Application number: CN201110430749.6A
Authority: CN
Inventors: 任宇鹏; 张立群
Original assignee: Rehab Tek
Current assignee: Rehab Tek
Priority date: 2010-12-14
Filing date: 2011-12-14
Publication date: 2016-01-13
Anticipated expiration: 2031-12-14
Also published as: US20120165158A1; CN102614066A

Abstract

本发明涉及具有主动辅助和被动拉伸功能的患肢训练装置，与具有相似功能的装置相比，组成更简单，成本更低。同时针对所述装置提出一种改进的控制方法，以此方法，运动训练装置可以在不使用额外的力/力矩传感器元件的条件下，根据肌肉痉挛、肌张力和使用者主动运动的趋势动态地调节被动拉伸速度和范围或提供不同辅助力/阻力。本发明提出可穿戴式和立式两种装置，包括固定部、运动部、电机驱动部、动装置和控制部。电机驱动部具有位置传感器，能检测运动部的角位置变化从而检测患肢的角位置变化，并且控制器能根据所检测的角位置变化控制电机驱动部对运动部施加所需力矩，控制部能检测由于患肢对运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化。

Description

一种提供主动辅助和被动拉伸的患肢训练装置及其控制方法

技术领域

本发明涉及一种用于患肢训练的运动康复装置和控制方法，具体而言，涉及一种简化结构的(不需要使用额外力/力矩传感器元件)、依然可以实现安全有效的被动拉伸和主动辅助等多种功能的患肢训练装置。

背景技术

肢体关节的生理特性和神经协调控制对于人体的功能性运动十分重要。神经系统疾病和肌肉骨骼损伤会造成关节活动范围的减小、肌肉僵硬度增加、肌张力增高和神经协调控制能力受损。

本发明旨在解决与痉挛、挛缩、肌无力和神经控制相关的临床康复训练问题。神经损伤，包括脑卒中、脊髓损伤、多发性硬化症和脑瘫，是造成肢体运动功能障碍的主要原因之一。脑神经损伤所导致的痉挛和挛缩会对患者造成长时间的影响。肌张力过高和肌肉神经反射兴奋过度将导致肌肉其他功能的损伤，肢体运动被阻碍，并可能引起剧烈疼痛。长时间痉挛，可能伴随肌肉纤维和结缔组织结构的变化，从而可能导致进一步关节运动范围的减少。

现有临床实践中存在下述问题。

1)在传统的拉伸治疗中，物理治疗师可采用拉伸、辅助和其他物理介入手法来减轻病人肢体的痉挛和挛缩，恢复患者的平衡性、协调性以及关节和肢体的运动功能。然而，传统借助物理手法的拉伸是十分费力的，通常治疗师需要用手费力地拉伸病人痉挛的四肢；同时，手工拉伸的强度取决于治疗师的经验和主观上的感觉。

2)在诱发主动运动训练中，如果没有物理治疗师或设备的辅助，患者由于不能产生连续稳定的主动肢体运动，所以很难通过自身的运动尝试来达到完全恢复肢体运动功能的目的。此外，由于缺乏康复知识或过度训练，患者在试图进行自主肢体运动的过程中可能会导致潜在地加剧损伤程度。

3)由于治疗师资源的短缺，患者得不到足够量的运动康复训练，从而导致短期的康复训练功效不能维持很长的时间。因此，对于患者和治疗师两方面，均需要有一种经济实用、结构简单的便携式肢体运动康复设备。

现有技术存在下述方面的不足。

1)传统的被动牵拉训练装置

传统的连续被动牵拉训练器(CPM，continuouspassivemotion)被广泛应用在医院和病人的家中。CPM主要提供在预先指定的固定范围内的关节慢速运动，以防止关节术后粘连，减少关节僵硬。其技术局限性在于CPM机是在两个预设的关节活动位置之间以较慢的恒定速度移动肢体或关节。虽然系统可以提供很大的拉伸力矩，但在整个拉伸过程中，由于其机械结构的局限性，不能监测患肢由于痉挛产生的阻力，所以预设的运动范围通常小于关节灵活运动的范围，否则关节受损的危险会增加。在这种功能限制下，被动牵拉功能通常不拉伸至有效的肌张力较高的位置，而这个生理位置恰恰是挛缩和痉挛最明显的位置，也是真正需要实施安全并有效拉伸的生理位置。由于缺乏对人体关节阻力的探测，所以传统的连续被动牵拉训练器不能用于由于神经损伤所引起的运动功能障碍的康复治疗。

2)现有主动辅助运动训练装置

近年来，主动辅助运动训练装置已被开发出来，用于帮助提高中风和其他神经损伤后患者对肢体的主动运动的控制和神经康复。此类主动辅助运动训练设备，可以准确的测量由患肢痉挛产生的阻力或主动运动趋势。在使用特定控制方法下，机器可以提供与之相适应的辅助力，帮助患者运动到预定位置或跟随患肢自由运动。但其技术的局限性在于，整个功能和控制的实现依赖于对额外精密力/力矩传感器的使用，使得整个系统的造价增加，价格过于昂贵，不适合在医院和家庭广泛的使用。如果不使用所述力/力矩传感器，其所述主动运动控制功能将无法工作。另一个重要不足在于，由于结构组成的不同，装置只能提供主动辅助运动训练功能。在同一装置上，不能同时实现具有较大输出力矩的被动拉伸功能，忽视了主动/被动训练结合的治疗方式和训练后评估。

发明内容

本发明的目的是简化现有技术中的训练装置，改进现有控制方法，并实现多种额外的训练功能。

本发明提供了一种提供主动辅助和被动拉伸的患肢运动训练装置，包括：固定部，其用于固定所述患肢运动装置；运动部，其用于固定患肢，且通过连接装置可转动地连接至所述固定部；电机驱动部，其固定在所述固定部，由电流驱动，且当患肢对运动部施加力矩时，该电流产生变化；传动装置，其连接所述电机驱动部和所述运动部，且当患肢对运动部施加力矩时，可带动传动装置和电机驱动部运动；以及控制部，其能控制所述电机驱动部通过所述传动装置驱动所述运动部转动。所述电机驱动部具有位置传感器，所述位置传感器能检测所述运动部的角位置变化从而检测患肢的角位置变化，并且所述控制器能根据所检测出的角位置变化控制所述电机驱动部对所述运动部施加所需力矩，所述控制部能检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化。

本发明还提供了一种控制上述患肢训练装置的方法，所述方法包括以下步骤：根据患肢训练需要执行下述一种或多种模式：1)自由运动模式，在该模式中：检测患肢的主动运动带动患肢训练装置的运动部同步运动而产生的角位置变化，控制电机驱动部对运动部施加仅克服装置的机械阻力的力矩以便患肢进行自由运动；2)辅助和阻力控制模式，在该模式中：通过位置传感器检测运动部的角位置变化，控制电机对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力矩或者施加与患肢运动方向相反的阻力矩，以便患肢进行辅助训练或阻力训练；3)转动拉伸模式，在该模式中：检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化，将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值，根据电流变化调节转动速度和范围以便调节患肢的转动速度和范围用于拉伸患肢肌肉；以及4)诱发主动运动模式，在该模式中，检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电流变化并由所检测出的电流变化估计因患肢的自主运动而产生的力矩变化，在所述的力矩变化小于某一特定值时控制电机驱动部带动患肢做示范性的被动运动，并把肢体的运动以视觉或听觉的方式反馈给患者，随后让患者做自主运动，并且检测单元检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电流变化并由所检测出的电流变化估计因患肢的自主运动而产生的力矩变化，并将改变比例后的力矩变化以反馈方式反馈给患者。

本发明针对现有技术的不足，提供一个低成本的结构简化的可佩戴式主/被动肢体训练机构和相应的控制方法。所发明系统的革新在于：(1)进一步简化系统结构组成，对人体关节阻力/动力的检测不再依靠额外的力/力矩传感器，因此系统的制造成本可以大大较低。所述额外的力/力矩传感器，指除利用所述电机驱动电流作为力矩评价之外，其他额外的测量力/力矩传感器的结构，例如应力应变测量器，力矩传感器，弹簧测力器，压力传感器等；(2)在不包括所述额外的力/力矩传感器元件的条件下，通过利用所述驱动部的位置变化和电流变化特点来控制所实施的拉伸速度和辅助力大小，并通过所发明的控制方法产生安全的可调节强度的被动拉伸功能，用以克服较强肌肉痉挛和较高肌张力；(3)所发明的训练结构和控制方法，可以同时实现现有训练装置不能同时实现的五个运动控制功能：

功能1.训练装置可以产生足以对抗较高肌张力和痉挛的被动拉伸力矩。根据检测到的驱动部电流变化的特点，调节拉伸的速度和运动范围。

功能2.训练装置跟随患者的患肢运动。根据检测到的驱动部位置变化的特点，产生补偿力矩，抵消系统驱动部件的自身阻力，让患者肢体运动过程中，仅克服很小的来自装置本身的阻力。

功能3.训练装置可以判断患者的主动运动趋势，辅助其运动。根据检测到的驱动部位置变化的特点，提供沿相同方向辅助力，帮助患者患肢向同一方向运动。

功能4.训练装置可以判断患者的主动运动趋势，阻碍其运动。根据检测到的驱动部位置变化的特点，提供沿相反方向阻力，阻碍患者患肢向同一方向运动。

功能5.训练装置可以诱发患者的主动运动，引导其产生正确的运动。根据检测到的驱动部位置变化或电流变化的特点，训练装置产生具有引导性的运动示范，并结合视觉和听觉反馈诱发患者正确的主动运动。

由于所述系统的可穿戴性，使用者可以在不同的身体姿势条件下，使用患肢训练装置，并得到所述主被动训练。例如，卧床，坐立，站立和行走。通过安装不同的肢体固定器，所述训练系统可以用于不同关节的单自由度主被动训练，例如，腕关节，肘关节，膝关节和踝关节。

由于所发明方法的通用性，此方法还可以应用到非穿戴式训练系统的控制上。

综上所述，此发明既能将治疗师从繁重的肢体拉伸和辅助工作中解放出来，又能为患者提供有效准确的训练拉伸功能，并诱发患者的主动运动。此外，本发明将被动拉伸和诱发主动运动功能有机地结合在一起，两者结合训练成为患肢的协调运动功能恢复至关重要。由于本发明提出一种低成本的设计结构，所以可以方便患者在自己家舒适地使用，增加训练治疗频率，缩短康复周期。相比于以前的方法，本发明的方法可以大大削减复训练系统的体积、重量和制造成本，患者可以在家中和当地诊所使用低成本的训练设备；对于急性期病人，患者还可以在早期卧床康复期间，得到必要的方便的康复训练。

附图说明

图1A是用于上肢运动训练的装置组成示意图；

图1B是控制部的执行单元组成示意图；

图2A是用于上肢运动训练的手部手柄和上肢固定带结构示意图；

图2B是用于上肢运动训练的肩部固定带示意图；

图3是在卧床情况下使用上肢运动训练装置的示意图；

图4是用于下肢运动训练的装置组成示意图；

图5A是在坐式情况下使用下肢运动训练装置的示意图；

图5B是在卧床情况下使用下肢运动训练装置的示意图；

图5C是在步行情况下使用下肢运动训练装置的示意图；

图6是非穿戴式运动训练器(立式)的结构组成示意图；

图7A是非穿戴式运动训练器的不同配置示意图。肘关节训练配置的示意图。

图7B是非穿戴式运动训练器的不同配置示意图。踝关节训练配置的示意图。

图8A是患肢训练装置抵消自身机械阻力的控制步骤和方法；

图8B是患肢训练装置产生用于辅助力或阻力的控制步骤和方法；

图8C是患肢训练装置调节拉伸强度和运动范围的控制步骤和方法；

图8D是患肢训练装置产生诱发主动运动的检测数据示意图；

图9是在辅助训练中，根据使用者运动能力的变化切换控制模式(辅助式、被动式和阻力式)的控制步骤和方法；

图10是患肢训练装置的运动评估和检测功能示意图。

具体实施方式

第一实施例

图1A示出本发明的第一实施例的用于穿戴在肘关节上的患肢训练装置。

该患肢训练装置包括：固定部，其用于固定所述患肢运动装置；运动部，其用于固定患肢，且通过连接装置可转动地连接至所述固定部；电机驱动部，其固定在所述固定部，由电流驱动，且当患肢对运动部施加力矩时，该电流产生变化；传动装置，其连接所述电机驱动部和所述运动部，且当患肢对运动部施加力矩时，可带动传动装置和电机驱动部运动；以及控制部，其通过控制总线与所述患肢训练装置连接，能控制所述电机驱动部通过所述传动装置驱动所述运动部转动。

如图1A所示，固定部包括固定板120和第一固定器108；第一固定器108包括固定板118，并固定在固定板120上，用于将患肢训练装置与诸如上臂等的患肢固定。运动部包括第二固定器109，第二固定器109包括固定板111，第二固定器109用于支撑前臂。第二固定器109相对于第一固定器108沿转动轴107转动，从而使得支撑在第二固定器109上的诸如前臂等的患肢能相对于固定部(固定在诸如上臂等人体部位上)沿转动轴107转动。电机驱动部包括电机101和变速箱102。电机101和变速箱102被支撑在固定部的固定板120上。电机101与变速箱102相连接，电机101的转动输出能通过变速箱转102换为所需的转速和转矩后通过变速箱102的输出轴输出。电机驱动部还具有位置传感器119，该位置传感器119在电机101的一端与电机101的转动轴相连接，可以检测到输出轴的角位置变化，从而可以检测到运动部的第二固定器109的角位置变化，以便检测被支撑在该运动部的固定器109上的患肢的运动产生的沿转动轴107的角位置变化。传动装置包括小伞齿轮103、与小伞齿轮103咬合的大伞齿轮104和连杆105，小伞齿轮103与电机驱动部的变速箱102的输出轴相连接，大伞齿轮104与连杆105连接，而连杆105通过与固定板111和第二固定器109连接为一个运动整体。控制部113通过控制总线112与患肢训练装置连接。

在以上结构中，当电机101产生转动动力时，转动力通过变速箱102转换为所需的转速和转矩并通过变速箱102的输出轴输出，变速箱102的输出轴与小伞齿轮103连接，通过小伞齿轮103带动大伞齿轮104沿转动轴107转动，通过连杆105对第二固定器109施加力矩或使得固定器109转动。

如上所述，本发明的患肢训练装置的电机驱动部具有位置传感器119，位置传感器119能检测所述运动部的角位置变化从而检测患肢的角位置变化。因而控制器能根据所述检测出的角位置变化来控制所述电机驱动部对所述运动部施加所需力矩，以便完成预定的患肢训练。例如，当患肢主动运动时，根据训练的需要，控制部控制电机驱动部对运动部施加仅克服装置的机械阻力的力矩，以使得患肢在运动过程中只感受到很小的阻力或根本感受不到阻力，也即，患肢作“自由运动”；也能根据训练需要控制电机对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力或者施加与患肢运动方向相反的阻力，以便患肢进行辅助训练或阻力训练。

此外，上述训练装置还可以包括力或力矩传感器106，该力或力矩传感器106可以设置在传动装置的连杆105与运动部的固定器109之间。控制部能根据力或力矩传感器106所检测出的力或力矩通过对电机驱动部施加控制电流以调节运动部的转动速度和范围，以此调节支撑在运动部上的患肢的运动速度和范围。

然而，优选地，本发明不包括任何力或力矩传感器。所述额外的力/力矩传感器，指除利用所述电机驱动电流作为力矩评价之外，其他额外的测量力/力矩传感器的结构，例如应力应变测量器，力矩传感器，弹簧测力器，压力传感器等。作为替代方式，本发明的控制部能检测所述电机的电流并直接根据所检测的电流变化来改变控制电机转动的速度控制量，从而调节运动部的转动速度和范围，以此调节支撑在运动部上的患肢的运动速度和范围。该方式显著地简化了患肢训练装置并降低了装置的成本。

此外，本发明的患肢训练装置还可以包括显示装置114，显示装置114显示患肢训练的功能与模式，且控制部113中包括无线通讯模块，该模块能实现控制部113与显示装置114的通讯以及参数和信号116传递。该显示装置114还可以具有触摸屏，患者可以通过手117在触摸屏上选取不同的训练功能与模式。

如上所述，本发明的患肢训练装置可对患肢进行“辅助训练”和“阻力训练”。为此，对电机101和与之相连接的变速箱102、小伞齿轮103和大伞齿轮104等的选择需要满足特定的条件。其一，所述电机101和变速箱的总重量要轻，比如要小于500克；同时体积要小，比如直径小于50mm。其二，通过部件101，102，103和104所产生的力矩需要满足拉伸痉挛肢体的力矩要求，比如力矩至少要大于15Nm；例如如果减速箱传动比较低，则可能不能得到满足要求的力矩。其三，在电机101不提供额外动力的条件下，患肢施加在第二固定器109的微弱运动，可以带动传动装置的部件101，102，103和104同步转动，此同步转动的角位置变化可以被位置传感器119检测到；例如，如果减速箱传动比过高或传动装置为自锁结构，则位置传感器无法检测到患肢的患肢微弱运动趋势，同时所述位置传感器的位置检测精度要高，比如电机输出轴每转动一周，输出至少500位置脉冲，才可以检测到由前部固定器109的微弱运动所产生的位置信号。

图2A和2B示出：在使用所述第一实施例的患肢运动装置做运动训练的过程中，患肢训练装置的固定部上安装有额外固定装置。该额外固定装置可以将患肢训练装置稳定地固定在相应肢体上(例如，上臂)，并保证患肢训练装置的转动轴107与肘关节外展/屈曲转动轴一致，避免相对的滑动和扭转。所述额外固定装置包括：与肩部固定的固定器。如图2B所示，上述肩部固定器021一端与肩部002和胸部的固定带022固定，另外一端与所述上肢运动训练装置010连接，通过固定带022将所述装置010的重量分担肩部和胸部承担。

如图2A所示，患肢训练装置010的运动部的第二固定器包括手柄013，使用者可以握紧手柄013，可以根据上肢的长度调节手柄013位置。使用者在作某种肘关节屈伸运动，手柄013可以限制前臂与所述装置的相对的前旋/后旋运动。另外，额外的上臂固定带011和前臂固定带012，同样帮助固定肢体的位置。

图3所示使用者005可以在卧床时使用患肢训练装置010。例如，脑卒中患者在急性卧床期间即可以开始使用所述的训练装置。

第二实施例

图4示出本发明的第二实施例的用于穿戴在踝关节上的患肢训练装置。该患肢训练装置与第一实施例中的装置的结构类似，不同点在于：用于上肢前臂和上臂训练的固定器110(包括部件108，118，109和111)被踝关节训练固定器140(包括部件141，142，144和145)所取代。在该第二实施例中，固定部包括固定板120、第一固定器(腿部固定器)142和第一固定带144。运动部包括固定板105、第二固定器(脚部固定器)141和第二固定带145。固定板105与第二固定器141连接为一个可以推动踝关节转动的整体，固定板120与第一固定器142连接，将所述电机驱动部和传动装置与腿部固定在一起。运动部的第二固定器141相对于固定部的第一固定器142沿转动轴143转动，从而使得支撑在第二固定器141和第二固定带145上的诸如脚部等的患肢能相对于第一固定器142和第一固定带144(固定在诸如腿部等人体部位上)沿转动轴143转动。另外，固定器140可以更换为其它不同的矫形肢体固定器，例如用于膝关节的固定器，腕关节的固定器，从而得到不同肢体训练功能。

依据同样的固定关节设计原理，如图4和图5A、图5B、图5C，在使用所述第二实施例做运动训练的过程中，患肢训练装置同样包括用来协助将患肢训练装置固定在腿部和脚部位置的固定带144，145。在使用者行走和下肢运动情况下，所述固定带可以保证所述装置转动轴143与踝关节背屈/跖屈转动轴的一致。

图5A所示使用者可以在坐立时使用踝关节训练装置150。例如，脑卒中患者在急性卧床期过后即开始在坐立的时候使用所述的训练装置。

图5B所示使用者可以在卧床时使用踝关节训练装置150。例如，脑卒中患者在急性卧床期间即可以开始使用所述的训练装置。

图5C所示使用者可以在行走时使用踝关节训练装置150。例如，脑卒中患者在行走功能期间即可以借助所述的训练装置得到踝关节(或膝关节)的辅助训练。

第三实施例

图6示出本发明的第三实施例的适用于不同关节的立式患肢训练装置。此装置可以在不同的安装条件下，实现带动不同关节(肘关节屈曲和外展，腕关节屈曲和外展，上/下翻掌，踝关节背屈和跖屈)做辅助力训练和阻力训练。

类似于上述第一和第二实施例，第三实施例的立式患肢训练装置包括固定部、运动部、电机驱动部、传动装置和控制部。固定部包括固定基座616、用于固定电机驱动部的固定板614和高度调节机构606，固定板614可以通过高度调节机构606调节高度以适应不同的关节高度。运动部包括肢体固定器607以及固定板612，肢体固定器607固定在固定板612上，用于固定患肢。电机驱动部包括电机602和变速箱603，电机602和变速箱603通过固定连接板604固定在用于固定电机驱动部的固定板614上。运动部的固定板612的一段通过联轴器613连接至电机驱动部的减速箱603的输出轴上，以使得固定板612能相对于驱动部固定板614沿转动轴608转动，从而使得支撑在固定板612的肢体固定器607中的肢体相对于固定部沿转动轴608转动。电机602与变速箱603相连接，电机602的转动输出能通过变速箱603转换为所需的转速和转矩后通过变速箱的输出轴输出。电机驱动部还具有位置传感器601，该位置传感器与电机602的转动轴相连接，可以检测到输出轴的转动角位置变化，从而可以检测到运动部的固定板的角位置变化，以便检测被支撑在该运动部的固定板的肢体固定器中的患肢的运动产生的位置变化。传动装置包括联轴器613，变速箱603的通过联轴器613连接到固定板612上。控制部605通过控制线与患肢训练装置连接。

在以上结构中，当电机602产生转动动力时，转动力通过变速箱603转换为所需的转速和转矩并通过联轴器613传递到固定部的固定板612上，由此对固定板612及肢体固定器607施加力矩或使得它们转动。

如上所述，本发明的患肢训练装置的电机驱动部具有位置传感器601，位置传感器601能检测所述运动部的角位置变化从而检测患肢的角位置变化。因而控制器能根据所述检测出的角位置变化控制所述电机驱动部对所述运动部施加所需方向和大小的力矩，或者使得所述运动部向所需方向以所需速度和幅度转动以便完成预定的患肢训练。例如，当患肢主动运动时，根据训练的需要，控制部控制电机驱动不对运动部施加仅克服装置的机械阻力的力矩，以使得患肢在运动过程中只感受到很小的阻力或根本感受不到阻力，而运动部则跟随患肢运动，也即，患肢作“自由运动”；也能根据训练需要控制电机对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力矩或者施加与患肢运动方向相反的阻力矩，以便患肢进行辅助训练或阻力训练。

此外，本发明的控制部能检测所述电机的电流变化并直接根据所检测的电流变化来改变控制电机转动的速度控制量，从而调节调节运动部的转动速度和范围，以此调节支撑在运动部上的患肢的运动速度和范围。该方式显著地简化了患肢训练装置并降低了装置的成本。

此外，本发明的患肢训练装置还可以包括显示装置611，显示装置显示患肢训练的功能与模式，且控制部605中包括无线通讯模块，该模块能实现控制部与显示装置611的通讯以及参数和信号传递。该显示装置还可以具有触摸屏，患者可以通过手在触摸屏上选取不同的训练功能与模式。所述显示装置611通过柔性调节臂610，连接到高度调节机构606上。使用者可以根据不同需要通过柔性调节臂610，调节显示装置611离身体的远近距离。

如上所述，本发明的患肢训练装置可对患肢进行“辅助训练，，和“阻力训练”。为此，对电机602和与之相连接的变速箱603的选择需要满足特定的条件。其一，通过动力装置602，603所产生的力矩，需要满足拉伸痉挛肢体的力矩要求，(正向驱动能力)至少要大于20Nm；例如如果减速箱传动比较低，则不能得到满足要求的被动拉伸力矩。所诉述减速箱603要具有一定的转动比，比如大于50：1。其二，在电机602不提供额外动力的条件下，患者关节施加在肢体固定器固定板612的微弱运动，可以带动传动装置整体602和603同步转动，此同步转动的位置变化可以被附带在电机602上的位置传感器检测到；例如，如果减速箱传动比过高或传动装置为自锁结构，位置传感器将无法检测到患着关节的微弱运动趋势。

图7A和图7B所示使用者可以通过安装适于固定不同肢体的肢体固定器，如702，703和607，并调节所述立式训练装置700的空间固定位置，来得到不同的肢体关节训练功能(例如，肘关节、腕关节、踝关节或膝关节)。图7A所示使用者使用所述立式训练装置700和前臂固定器607，进行肘关节的训练。图7B所示使用者使用所述立式训练装置700和脚步固定器702和小腿固定器703，进行踝关节的训练。

所述实施例的控制系统的组成：

上述三种实施例的便携式控制系统包括可以执行所发明的控制方法的嵌入式控制部，执行数据和命令传输的通讯模块，具有触摸操作功能的上位机便携操作平台。所述的嵌入式控制部直接控制所述电机元件，可以检测和控制电机的电流变化，同时可以读取来自所述位置传感器的位置信息。所发明的控制子模块运行在所述的控制部180中。如图1B所示，所述控制部180包括：1)系统固有阻力的补偿模块183，2)辅助和阻力的调节模块184和3)拉伸速度的调节模块190。所述控制子模块产生的控制指令通过控制量的输出执行单元193，发送给所述电机驱动。

所述补偿模块183包括检测微弱位置信号变化执行单元181和系统固有阻力的补偿量控制单元182。所述检测单元181可以检测患肢的主动运动带动患肢训练装置的运动部同步运动而产生的微小角位置变化，所述阻力补偿控制单元182会根据所述位置变化量计算出阻力的补偿量，并控制电机驱动部193对运动部施加仅克服所述患肢训练装置的机械阻力的所述补偿量，以便患肢进行自由运动。

所述辅助和阻力的调节模块190包括检测微弱位置信号变化执行单元191和辅助和阻力运算单元192。所述检测单元191读取位置传感器检测运动部的角位置变化，所述辅助和阻力控制单元192会根据所述位置变化量计算出所需的辅助力或阻力大小，并控制电机对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力矩或者施加与患肢运动方向相反的阻力矩，以便患肢进行辅助训练或阻力训练；

所述拉伸速度的调节模块184包括电流信号变化检测单元185、电流的滤波单元186和拉伸速度调节的运算单元187，所述检测单元185检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化，所述滤波单元186将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值，所述调节单元187，根据由所检测出的电流变化估计因患肢的被动拉伸而产生的阻力变化，并根据电流变化调节所述运动部的转动速度和范围，以便调节患肢的转动速度和范围用于拉伸患肢肌肉。

电路硬件模块或软件算法模块的形式存在于控制部中。所述的嵌入式控制部与通讯模块连接，将信息已无线或有线的方式传输给所述上位机便携操作平台。所述上位机便携操作平台的操作功能包括：显示接收到的人体运动信息和各种以动态图形和声音形式表现的训练任务；允许使用者通过触摸屏设置各类控制参数；与通讯模块连接，传输控制参数。

以下说明上述患肢训练装置的控制方法。

如上所述，本发明的患肢训练装置的电机和变速的机械结构满足如下条件：

1)电机和变速的机械结构至少能够产生大于等于15Nm的转动力矩，以满足被动拉伸的临床指标。本发明的所述控制方法的创新点在于控制输出大于等于15Nm的可穿戴式的装置

2)电机系统带有至少精度在500脉冲/圈以上的位置传感器。即电机输出轴每转动一周，位置传感器至少输出500位置脉冲。在电机不提供额外动力的条件下，患肢微弱主动运动，可以带动电机及变速装置同步转动，此同步转动的位置变化可以被附带在电机上的位置传感器检测到。

本发明的控制方法具有四种控制模式：

1)抵消系统固有阻力的控制模式，图8A示出其流程。此方法的主要功能是让所述驱动部产生辅助力来抵消患肢训练装置的机械阻力，使得穿戴患肢训练装置的患肢能自由运动。也即，使得患肢训练装置的机械阻力被大部分补偿或抵消，从而使得患肢运动过程中只感受到很小的阻力或根本感受不到阻力。

在该模式的步骤中，首先示出在图1B中的检测单元181检测患肢的运动带动所述运动部同步运动而产生的单位时间内位置变化△P；随后，所述补偿模块182的根据所述位置变化，产生沿相同运动方向的电流控制量I_bk，该电流控制量I_bk驱动电机沿与患肢的运动相同的方向运动。作为阻力补偿关系实例，公式(1)：

I_{friction_A}代表当患肢沿定义的正方向运动时，抵消所述系统自身阻力所需的驱动电流大小。I_{friction_B}代表当患肢沿定义的反方向运动时，抵消所述系统自身阻方所需的驱动电流大小。G_A，G_B代表单位时间内位置变化△P的正比例增益系数。当单位时间内位置变化△P的绝对值小于预定阀值P₀时，控制电流I_bk将以幅值为G_start的正弦波形式控制电机的力矩输出，即小幅震荡。当单位时间内位置变化△P的大于等于预定阀值P₀时，控制电流I_bk将依据上述公式(1)生成由I_{friction_A}和G_A×△P决定的电流控制量。当单位时间内位置变化△P的小于等于预定阀值P₀的负值时，控制电流I_bk将依据上述公式(1)生成由I_{friction_B}和G_B×△P决定的电流控制量。

接下来，所述驱动部将根据得到的电流控制量I_bk，控制电机产生相对应的力矩。其所产生的力/力矩可以抵消患肢训练装置自身的机械阻力，从而使得患肢在运动时仅能感觉到很小的阻力或根本感觉不到阻力的存在，即，患肢作“自由运动”。

2)拉伸模式。该模式用于在训练装置在输出相对较高力矩(用于拉伸患肢)时调节拉伸的速度和运动范围，以在作拉伸训练时避免诱发病态的肢体痉挛和较高肌张力。

在该模式中，图8C示出该模式的流程图，首先所述拉伸速度的调节模块184会计算保持当前拉伸速度V_current所需驱动电机电流的大小I_stretching。在被动拉伸过程中，随着对肢体拉伸幅度的加大，所述电机驱动部需要不断增加电流I_stretching的大小，来产生更高的拉伸力矩，以克服患肢的不断升高肌张力，即阻力。通过对电流I_stretching的检测，系统可以估算出患肢的肌张力的变化。当所述肌张力增加时，所述拉伸速度调节的运算单元187会根据I_stretching的变化，来改变拉伸速度V_adjust。作为速度调节实例，可以依据公式(3)：

V_{adjust} = V_{\max} (1 - \frac{Filtered (I_{stretching})}{I_{\max_stretching}})

I_{max_stretching}代表最大允许的驱动电机的电流大小，即允许的最大输出力矩。V_max代表最大允许的被动拉伸速度。Filtered(I_stretching)代表将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值。根据公式(3)拉伸速度由驱动电机电流的大小I_stretching决定。当所需的用于拉伸的电流值I_stretching增加时，拉伸速度V_adjust会根据公式(3)的调节关系，而减小。当I_stretching继续增加到预定的阈值I_{max_stretching}值时，患肢训练装置即不再进一步增加拉伸力矩，拉伸速度根据公式(3)即减小为零。所述的设预定值I_{max_stretching}由待训练肢体的所能承受的拉伸力矩决定。在整个拉伸过程中，随着患肢的不断升高肌张力，训练装置可以提供一种根据肌张力变化和改变拉伸速度的训练方式。

当所需的用于拉伸的电流值I_{stretching时}增加到预定的阈值值时，患肢训练装置即不再进一步增加拉伸力矩，拉伸速度即减小为零。所述的设预定值与待训练肢体的所能承受的拉伸力矩决定。

3)辅助训练模式或阻力训练模式，图8B示出该模式的流程图。在该模式中，患肢训练装置产生辅助力或阻力的以辅助或阻碍患肢运动，也即，让患者在患肢运动过程中感受到与所述主动运动方向相反的阻力或与其方向相同的辅助力。

在该模式中，当患肢产生微弱的主动运动带动所述运动部同步运动时，所述检测单元191会检测到单位时间内位置变化△P。随后，辅助和阻力运算单元192根据位置变化△P以及预先设定的运动目标，产生沿相同(或相反)运动方向的电流控制量，以控制电机产生辅助力或阻力。作为阻力和辅助力生成实例，阻力和辅助力生成关系可以，依据公式(2)：

I_{constant_A}代表当患肢沿定义的正方向运动时，用于产生相应恒定阻力的驱动电流常量。I_{constant_B}代表当患肢沿定义的反方向运动时，用于产生相应恒定阻力的驱动电流常量。R_A，R_B代表单位时间内位置变化△P的正比例增益系数。当单位时间内位置变化△P的绝对值等于预定阀值0时，控制电流I_bk幅值为0，控制电机的力矩输出为0。当单位时间内位置变化△P的大于等于预定阀值0时，控制电流I_bk将依据上述公式(2)生成由I_{friction_A}，I_{constant_A}和R_A×△P决定的电流控制量。当单位时间内位置变化△P的大于等于预定阀值P₀时，控制电流I_bk将依据上述公式(2)生成由I_{friction_B}，I_{constant_B}和G_B×△P决定的电流控制量。

接下来，所述驱动部将根据得到的电流控制量I_bk，控制电机产生相对应的力矩。R_A，R_B的符号不同将决定其所产生的力/力矩是阻力还是辅助力，R_A，R_B的大小将决定其所产生的力/力矩随△P变化的快慢。

4)诱发主动训练模式。该模式方法的主要功能是在所述患肢没有主动运动的情况下，可以诱发患者的主动运动，并结合视觉和听觉反引导其产生正确的运动。

在该模式中，首先通过电机的电流变化来检测因患肢的自主运动而产生的力或力矩变化。当所述的力矩变化小于某一特定值时，电机驱动部会带动患肢做示范性的被动运动，并把肢体的运动以视觉或听觉的方式反馈给患者。在所述运动示范之后，让患者做自主运动。随后，检测因患肢的自主运动而产生的力矩变化，并将放大后的力矩变化，以反馈方式反馈给患者。所显示的患肢的自主运动的力矩变化可以比实际力矩变化大，以指导患者控制主动运动训练；所示示的患肢的主动运动的力矩变化可以比实际的力矩变化小，以激励患者加大主动运动。

综合使用所述上述四种控制模式来辅助使用者完成运动的运动任务：

如图9所示，所述四种控制模式会以控制代码的形式储存在所述控制执行单元内。所述控制系统会根据使用者的运动变化，其中包括肢体的位置变化和驱动电机的电流变化，来自动选择不同的运行模式。在训练中，所述训练任务和运动目标，可以以图形和声音游戏的形式显示给使用者。作为一个控制实例，首先使用者被要求移动所述待训练的肢体到预定的位置。如果使用者需要较高难度的训练，患肢训练装置将运行在阻力控制模式下。否则，患肢训练装置会运行在所述无阻力模式下，允许所述待训练的肢体自由运动。随后，所述控制系统检测所述运动部和肢体的位置变化，并与所述目标位置比较。如果患肢的位置变化大于设定的位置变化，并朝所述目标方向一致，则继续保持运行所述无阻力模式。如果所述位置变化与所述目标方向相反，则运行所述阻力模式。如果所述位置变化小于设定的位置变化，则患肢训练装置运行将运行在辅助控制模式下，提供辅助力来帮助使用者向所述目标运动。在此过程中，如果所述驱动电机的电流值大于设定的最大电流值，则患肢训练装置运行将运行在自适应拉伸模式下，提供不会造成肢体损伤的拉伸辅助辅助力，来帮助使用者向所述目标运动。

以下说明基于所述位置变化和电流变化的人体运动信息的记录和显示方法。

根据基本的电机力矩生成原理，由于其本身构造，无刷电机的效率超过同等体积和重量的有刷电机的效率，其输出转矩与流过电机的电流成正关系。所以我们选择无刷电机作为所述训练系统的必要动力元件，同时也利用检测到的电流变化来评估所述患肢的阻力(痉挛和高肌张力)变化。首先我们可以标定特定的电流值所对应的力矩输出值。如图10，作为一个实例，80％的电流(100％等于5A电流)对应实际的输出力矩为20Nm。在训练中，所示装置在拉伸或辅助肢体运动时，可以记录下在不同的肢体转动位置下，所述电机克服关节阻力所使用的电流值大小；所述上位机显示系统可以绘制出“电流变化与肢体转动位置”的变化曲线。另外，所示装置可以记录肢体的主动运动范围，被动运动范围，最大主动力量(如图8D)和“电流变化-肢体转动，，关系曲线。

上文中通过实施例说明了本发明的患肢训练装置及其控制方法。上述实施例均为示例性的而非限制性的。

Claims

1.一种提供主动辅助和被动拉伸的患肢运动训练装置，包括：

固定部，其用于固定所述患肢运动训练装置；

运动部，其用于固定患肢，且通过连接装置可转动地连接至所述固定部；

电机驱动部，其固定在所述固定部，由电流驱动，且当患肢对运动部施加力矩时，该电流产生变化，所述电机驱动部包括电机；

传动装置，其连接所述电机驱动部和所述运动部，且当患肢对运动部施加力矩时，可带动传动装置和电机驱动部运动；以及

控制部，其通过控制总线与所述患肢运动训练装置连接，能控制所述电机驱动部通过所述传动装置驱动所述运动部转动，

其特征在于：

所述电机驱动部具有位置传感器，所述位置传感器能检测所述运动部的角位置变化从而检测患肢的角位置变化，并且所述控制部能根据所检测出的角位置变化控制所述电机驱动部对所述运动部施加所需力矩，

所述控制部能检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化；

其中所述控制部包括系统固有阻力的补偿模块，系统固有阻力的补偿模块包括检测微弱位置信号变化执行单元和系统固有阻力的补偿量控制单元，所述检测微弱位置信号变化执行单元检测患肢的主动运动带动患肢运动训练装置的运动部同步运动而产生的微小角位置变化，所述系统固有阻力的补偿量控制单元根据所述微小角位置变化计算出仅克服所述患肢运动训练装置的机械阻力的补偿量，并控制电机驱动部对运动部施加所述补偿量，以便患肢进行自由运动。

2.如权利要求1所述的患肢运动训练装置，其中，所述控制部能够在没有力或力矩传感器的情况下，控制电机驱动部对运动部施加仅克服患肢运动训练装置的机械阻力的力矩，以便患肢进行自由运动。

3.如权利要求1所述的患肢运动训练装置，其中，所述电机能够在没有力或力矩传感器的情况下，对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力矩或者施加与患肢运动方向相反的阻力矩，以便患肢进行辅助训练或阻力训练。

4.如权利要求1所述的患肢运动训练装置，其中，所述控制部能够在没有力或力矩传感器的情况下，根据所检测的由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电流变化，调节电机的转动速度，从而改变所述运动部的转动速度和拉伸范围，进而调节拉伸痉挛患肢的速度和强度。

5.如权利要求4所述的患肢运动训练装置，其中，所述检测出的电流变化通过低通滤波以得到平滑的值，所述控制部产生的速度指令与所述滤波后的电流值成反比例关系，当所述滤波后的电流值增加时，所述控制部会控制电机降低转动速度，而且当患肢对所述运动部施加的力矩增加使得所述滤波后的电流值增加到预设值时，所述控制部会控制电机转动速度降低为零，以便所述患肢运动训练装置不再进一步增加拉伸力矩。

6.如权利要求1所述的患肢运动训练装置，其中所述控制部包括一个或多个以下模块：1)辅助和阻力的调节模块，其包括检测微弱位置信号变化执行单元和辅助和阻力运算单元，所述检测微弱位置信号变化执行单元读取所述位置传感器所检测的运动部的角位置变化，所述辅助和阻力运算单元根据所述角位置变化量计算出所需的与患肢运动方向相同的辅助力或与患肢运动方向相反的阻力的大小，并控制电机对运动部施加所述辅助力或所述阻力，以便患肢进行辅助训练或阻力训练；

2)拉伸速度的调节模块，其包括电流信号变化检测单元、电流的滤波单元和拉伸速度调节的运算单元，所述电流信号变化检测单元检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化，所述电流的滤波单元将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值，所述拉伸速度调节的运算单元根据所检测出的电流变化估计因患肢的被动拉伸而产生的阻力变化，并根据所检测出的电流变化调节所述运动部的转动速度和范围，以便调节患肢的转动速度和范围用于拉伸患肢肌肉。

7.如权利要求1-6中任一权利要求所述的患肢运动训练装置，其中所述运动部在所述传动装置和所述电机驱动部的驱动下，能产生大于等于15Nm的转动力矩。

8.如权利要求1-6中任一权利要求所述的患肢运动训练装置，其中所述位置传感器的精度为大于等于500脉冲/周。

9.如权利要求1-6中的任一权利要求所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置是可穿戴的，所述固定部包括固定板和第一固定器，所述第一固定器固定在固定板上，用于将所述患肢运动训练装置固定在人体部位上。

10.如权利要求9所述的患肢运动训练装置，其中，所述运动部包括固定板和用于支撑患肢的第二固定器，所述固定部的第一固定器与所述运动部的第二固定器可转动地连接在一起，所述电机驱动部包括与所述电机相连接的变速箱，所述电机和所述变速箱被支撑在所述固定部的固定板上，所述位置传感器在所述电机的一端与所述电机的转动轴相连接，所述传动装置包括减速箱、伞齿轮组和连杆，所述伞齿轮组包括彼此咬合的小伞齿轮和大伞齿轮，所述减速箱与电机驱动部连接以便以所需速度传递运动，所述大伞齿轮通过所述连杆与所述运动部连接，所述减速箱的输出轴与所述小伞齿轮连接并通过所述小伞齿轮带动所述大伞齿轮作旋转运动。

11.如权利要求10所述的患肢运动训练装置，其中所述电机和变速箱的总重量小于500克，且其截面直径小于50mm。

12.如权利要求9所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置用于穿戴在上肢的肘关节上，所述固定部还包括将所述患肢运动训练装置与肩部和胸部固定的额外固定装置，所述运动部的第二固定器包括手柄，所述手柄的位置可以根据上肢的长度调节。

13.如权利要求9所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置用于穿戴在下肢的踝关节处，所述固定部还包括第一固定带，所述运动部还包括第二固定带，所述第一固定带和所述第二固定带协助将所述患肢运动训练装置固定在腿部和脚部。

14.如权利要求9所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置用于穿戴在下肢的膝关节处。

15.如权利要求9所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置用于穿戴在上肢的腕关节处。

16.如权利要求1-6中的任一权利要求所述的患肢运动训练装置，其中，所述患肢运动训练装置是立式的，所述固定部包括固定基座、用于固定电机驱动部的第一固定板和高度调节机构，能通过所述高度调节机构调节所述第一固定板的高度以适应不同的关节高度。

17.如权利要求16所述的患肢运动训练装置，其中所述运动部包括肢体固定器和第二固定板，所述肢体固定器固定在所述第二固定板上，用于固定患肢，所述电机驱动部包括电机和与所述电机相连接的变速箱，所述电机和所述变速箱通过固定连接板固定在所述固定部的第一固定板上，所述运动部的第二固定板的一端通过联轴器连接至所述电机驱动部的所述变速箱的输出轴上，以使得所述第二固定板能相对于所述固定部的第一固定板转动，所述位置传感器与所述电机的转动轴相连接。

18.如权利要求17所述的患肢运动训练装置，其中患肢运动训练装置用于肘关节、腕关节、踝关节或膝关节的训练，所述肢体固定器适于固定肘关节、腕关节、踝关节或膝关节相关肢体。

19.如权利要求1-6中任一权要求所述的患肢运动训练装置，其中所述患肢运动训练装置还包括显示装置，所述显示装置显示患肢训练的数据与结果。

20.如权利要求19所述的患肢运动训练装置，其中，所述显示数据和结果包括肢体的主动运动范围、被动运动范围、最大主动力量和“电流变化-肢体转动”关系曲线；并且所述显示数据和结果可以通过视觉形式显示在所述显示装置上。

21.如权利要求20所述的患肢运动训练装置，其中，所述“电流变化-肢体转动”关系曲线是通过记录在不同的肢体转动位置下，所述电机克服关节阻力所使用的电流值大小而得到的。

22.如权利要求19所述的患肢运动训练装置，其中所述控制部包括无线通讯模块，所述无线通讯模块能实现所述控制部与所述显示装置的通讯以及参数和信号传递。

23.如权利要求22所述的患肢运动训练装置，其中所述显示装置还具有触摸屏，患者可以通过手在所述触摸屏上选取不同的控制模式。

24.一种用于控制如权利要求1所述的患肢运动训练装置的方法，所述方法包括以下步骤：根据患肢训练需要执行下述一种或多种模式：

1)抵消系统固有阻力模式，在该模式中：检测患肢的主动运动带动患肢运动训练装置的运动部同步运动而产生的角位置变化，根据单位时间内所述角位置变化，控制电机驱动部对运动部施加仅克服患肢运动训练装置的机械阻力的力矩以便患肢进行自由运动；

2)拉伸模式，在该模式中：检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电机驱动部中的电流变化，将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值，根据电流变化调节转动速度和范围以便调节患肢的转动速度和范围用于拉伸患肢肌肉；

3)辅助和阻力控制模式，在该模式中：通过位置传感器检测运动部的角位置变化，控制电机对运动部施加与患肢运动方向相同的辅助力矩或者施加与患肢运动方向相反的阻力矩，以便患肢进行辅助训练或阻力训练；以及

4)诱发主动运动模式，在该模式中，检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电流变化并由所检测出的电流变化估计因患肢的自主运动而产生的力矩变化，在所述的力矩变化小于某一特定值时控制电机驱动部带动患肢做示范性的被动运动，并把肢体的运动以视觉或听觉的方式反馈给患者，随后让患者做自主运动，并且检测单元检测由于患肢对所述运动部施加力矩而产生的电流变化并由所检测出的电流变化估计因患肢的自主运动而产生的力矩变化，并将改变比例后的力矩变化以反馈方式反馈给患者。

25.如权利要求24所述的方法，其中在所述抵消系统固有阻力模式中：检测患肢的运动带动所述运动部同步运动而产生的单位时间内位置变化ΔP；根据所述位置变化ΔP，产生沿与所述位置变化ΔP的方向相同的电流控制量I_bk，所述电流控制量I_bk对运动部施加仅克服患肢运动训练装置的机械阻力的力矩，驱动所述电机带动所述运动部沿与患肢的运动方向相同的方向运动。

26.如权利要求25所述的方法，其中

I_{friction_A}代表当患肢沿定义的正方向运动时，抵消系统自身阻力所需的驱动电流大小，I_{friction_B}代表当患肢沿定义的反方向运动时，抵消系统自身阻力所需的驱动电流大小，G_{_A}，G_{_B}代表单位时间内位置变化ΔP的正比例增益系数，G_start为预定幅值，P₀为预定阈值。

27.如权利要求24所述的方法，其中在所述拉伸模式中：计算保持当前拉伸速度所需驱动电机电流的大小I_stretching；随着对肢体拉伸幅度的加大，所述电机驱动部需要不断增加电流I_stretching的大小，来产生更高的拉伸力矩，以克服患肢的不断升高肌张力，即阻力；通过检测电流I_stretching，估算患肢的肌张力的变化；当所述肌张力增加时，根据I_stretching的变化来改变拉伸速度V_adjust。

28.如权利要求27所述的方法，其中

I_{max_stretching}代表最大允许的驱动电机的电流大小，即允许的最大输出力矩，V_max代表最大允许的被动拉伸速度，Filtered(I_stretching)代表将该检测到的电流变化通过低通滤波以得到平滑的数值。

29.如权利要求24所述的方法，其中在所述辅助和阻力控制模式中，当患肢产生微弱的主动运动带动所述运动部同步运动时，检测单位时间内位置变化ΔP；根据所检测的位置变化ΔP以及预先设定的运动目标，产生沿相同或相反运动方向的电流控制量I_bk以控制电机产生辅助力或阻力。

30.如权利要求29所述的方法，其中

I_{friction_A}代表当患肢沿定义的正方向运动时，抵消系统自身阻力所需的驱动电流大小，I_{friction_B}代表当患肢沿定义的反方向运动时，抵消系统自身阻力所需的驱动电流大小，I_{constant_A}代表当患肢沿定义的正方向运动时，用于产生相应恒定阻力的驱动电流常量，I_{constant_B}代表当患肢沿定义的反方向运动时，用于产生相应恒定阻力的驱动电流常量，R_A，R_B代表单位时间内位置变化ΔP的正比例增益系数。