CN108451748A - 一种直驱式康复外骨骼及训练方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种直驱式康复外骨骼，包括机架、髋关节力矩电机、大腿外骨骼、膝关节力矩电机和小腿外骨骼；一种训练方法，获取髋关节/膝关节角度，设定步态曲线和外骨骼输出力矩，获取髋关节/膝关节所受力矩，计算外骨骼与患者匹配度差异，设定匹配灵敏度，调节关节助力系数，康复训练。本发明一种直驱式康复外骨骼采用力矩电机直接驱动患者下肢关节运动，无需额外的传感器，精确测量监控患者各个关节所受的康复力矩，并根据患者的关节康复力矩设计了训练方法，能够使康复外骨骼的助力大小与患者的康复需求相匹配，提高外骨骼康复训练效果，同时可以根据康复力矩进行康复效果评估。
Description
技术领域
本发明涉及康复领域，尤其涉及一种直驱式康复外骨骼及训练方法。
背景技术
据统计资料显示，我国有数千万因脑卒中、脊髓损伤以及各种事故造成的 下肢瘫痪、半瘫等行走功能性障碍。这些患者均需要进行康复训练来改善患肢 功能，甚至逐步恢复行走能力。
传统康复训练通常由医师手动协助病人站立及行走训练，工作强度大，训 练效果低下，且很难保证康复训练动作的标准性与一致性。
康复外骨骼融合了人工智能、人体工程学、电气自动化及仿生机械设计， 能够满足不同患者及不同阶段的训练要求。其带动脑卒中及下肢瘫痪患者的下 肢进行康复训练，利用大脑具有的可塑造性，准确、及时的重复康复训练能促 进神经组织功能进行代偿或者重组，弥补受到损伤的神经细胞所缺失的功能， 从而使得患者提高运动控制能力，促进各个关节肌群的协调运动，最终恢复步 行功能。
传统技术的缺点：
1、未能对关节力矩进行准确实时的测量，不能对痉挛、脱臼等治疗过程中 的突发生理状态进行及时的判断，容易在康复治疗过程中对人体造成二次损伤， 而且不能对患者进行有效准确的康复效果评估；
2、未将患者关节力矩反馈引入控制环节，康复外骨骼助力大小不能与人体 康复需求准确匹配，导致康复治疗不能达到最优效果。
原因：
1、传统康复外骨骼采用推杆、连杆驱动外骨骼运动时，对作用于患者关节 的力矩难以精确测量与监控，当运动超出患者承受能力范围时，会对患者造成 拉伤；
2、传统康复外骨骼采用电机加减速器的方式驱动外骨骼时，由于减速器的 启动力矩及间隙等原因，关节往复运动中会造成测量力矩的误差较大，若使用 力矩传感器测量关节力矩，则会增加外骨骼结构的复杂度；
3、传统康复外骨骼对患者的助力力矩大小未能根据患者需求进行调整，当 患者逐步恢复运动能力时，依然按照较大的助力水平进行训练，则会引起患者 的惰性，不利于康复效果的提升。
发明内容
本发明的目的就在于为了解决上述问题而提供一种直驱式康复外骨骼及训 练方法。
本发明通过以下技术方案来实现上述目的：
一种直驱式康复外骨骼，包括机架、髋关节力矩电机、大腿外骨骼、膝关 节力矩电机和小腿外骨骼，两个所述大腿外骨骼的上端分别通过两个所述髋关 节力矩电机与所述机架的两端可转动连接，两个所述小腿外骨骼的上端分别通 过两个所述膝关节力矩电机与两个所述大腿外骨骼的下端可转动连接。
具体地，所述髋关节力矩电机和所述膝关节力矩电机均为永磁同步力矩电 机，且所述永磁同步力矩电机通过伺服驱动器伺服控制。
一种基于上述直驱式康复外骨骼的训练方法，包括以下步骤：
S1、设定的步态曲线，包括各个步态下的髋关节角度θhip和膝关节角度θknee， 设定外骨骼输出力矩Tout＝λ0·TN：
式中：TN为髋关节/膝关节的额定输出转矩；
λ0为髋关节/膝关节的初始关节助力系数；
θhip为髋关节角度，以竖直方向为参考零点，向前抬腿为正，向后摆腿为 负；
θknee为和膝关节角度，以小腿伸直为参考零点，小腿向后弯曲为正；
S2、获取康复训练过程中膝关节所受力矩Tknee，计算公式为：
式中：Iknee为膝关节力矩电机的电枢电流；
KT1为膝关节力矩电机转矩常数；
Mleg为小腿骨骼重量；
Lleg为小腿外骨骼长度；
Lthigh为大腿外骨骼长度；
S3、获取康复训练过程中髋关节所受力矩Thip，计算公式为：
式中：Ihip为髋关节力矩电机的电枢电流；
KT2为髋关节力矩电机转矩常数；
Mknee为膝关节电机重量；
S4、康复外骨骼按照设定的步态曲线带动患者下肢运动进行识别训练，并 计算外骨骼与患者匹配差异μ，计算公式为：
式中：Tf为前文计算得到的患者关节力矩Thip或Tknee；
n为一个步态周期内的采样数；
计算连续m个步态周期的均值；
S5、设定匹配度判别灵敏度α，当|μ|-α＞0，则调节关节助力系数λ＝λ0-μ， 外骨骼输出的力矩Tout＝λ·TN；
S6、重复步骤S2-S5，患者经过康复训练，逐步恢复运动能力，所需的关节 助力系数将逐步减小，当助力系数减小到一定程度时，表明患者已具备主动康 复训练的条件，可以进行主动康复训练。
进一步，设定髋关节/膝关节的力矩安全阈值Tsafe，当关节力矩Thip＞Tsafe或 Tknee＞Tsafe时，髋关节力矩电机/膝关节力矩电机停机保护。
本发明的有益效果在于：
本发明一种直驱式康复外骨骼采用力矩电机直接驱动患者下肢关节运动， 无需额外的传感器，精确测量监控患者各个关节所受的康复力矩，并根据患者 的关节康复力矩设计了训练方法，能够使康复外骨骼的助力大小与患者的康复 需求相匹配，提高外骨骼康复训练效果，同时可以根据康复力矩进行康复效果 评估。
附图说明
图1是本发明所述的一种直驱式康复外骨骼的结构示意图；
图2是本发明所述的髋关节/膝关节角度示意图；
图3是本发明所述的直驱式康复外骨骼的训练方法的流程图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步说明：
如图1所示，本发明一种直驱式康复外骨骼，包括机架5、髋关节力矩电机 1、大腿外骨骼2、膝关节力矩电机3和小腿外骨骼4，两个大腿外骨骼2的上 端分别通过两个髋关节力矩电机1与机架5的两端可转动连接，两个小腿外骨 骼4的上端分别通过两个膝关节力矩电机3与两个大腿外骨骼2的下端可转动 连接，髋关节力矩电机1和膝关节力矩电机3均为永磁同步力矩电机，且永磁 同步力矩电机通过伺服驱动器伺服控制。
使用两个永磁同步力矩电机直接驱动康复外骨骼的髋关节，再使用两个永 磁同步力矩电机直接驱动康复外骨骼的膝关节。力矩电机内置绝对式位置编码 器，能够对关节活动角度进行精确测量。通过伺服驱动器对四个力矩电机进行 位置伺服控制，四个力矩电机协调运动，共同完成设定的步态曲线，力矩电机 的实际运行角度与步态曲线中每个关节的设定角度一致。
如图3所示，其具体的训练方法，包括以下步骤：
S1、设定的步态曲线，包括各个步态下的髋关节角度θhip和膝关节角度θknee， 如图2所示，设定外骨骼输出力矩Tout＝λ0·TN：
式中：TN为髋关节/膝关节的额定输出转矩；
λ0为髋关节/膝关节的初始关节助力系数，初次使用康复外骨骼训练时， 可根据患者康复程度估计系数初值，范围0～1；
θhip为髋关节角度，以竖直方向为参考零点，向前抬腿为正，向后摆腿为 负；
θknee为和膝关节角度，以小腿伸直为参考零点，小腿向后弯曲为正；
S2、获取康复训练过程中膝关节所受力矩Tknee，计算公式为：
式中：Iknee为膝关节力矩电机的电枢电流；
KT1为膝关节力矩电机转矩常数；
Mleg为小腿骨骼重量；
Lleg为小腿外骨骼长度；
Lthigh为大腿外骨骼长度；
大腿外骨骼长度和小腿外骨骼长度可以根据患者个体差异进行调节，腿 骨上有长度刻度，调节完成后将两个外骨骼长度数据输入上位机软件，控制程 序将使用新的数据计算关节力矩。
S3、获取康复训练过程中髋关节所受力矩Thip，计算公式为：
式中：Ihip为髋关节力矩电机的电枢电流；
KT2为髋关节力矩电机转矩常数；
Mknee为膝关节电机重量；
S4、设定髋关节/膝关节的力矩安全阈值Tsafe，当关节力矩Thip＞Tsafe或 Tknee＞Tsafe时，髋关节力矩电机/膝关节力矩电机停机保护；
控制患者各关节始终在安全的力矩限制内康复训练，避免训练损伤。安全 阈值可以在上位机软件中修改，灵活适应不同患者及不同康复阶段的需求。
S5、康复外骨骼按照设定的步态曲线带动患者下肢运动进行识别训练，并 计算外骨骼与患者匹配差异μ，计算公式为：
式中：Tf为前文计算得到的患者关节力矩Thip或Tknee；
n为一个步态周期内的采样数；
计算连续m个步态周期的均值；
S6、设定匹配度判别灵敏度α，当|μ|-α＞0，则调节关节助力系数λ＝λ0-μ， 外骨骼输出的力矩Tout＝λ·TN；
S7、患者经过康复训练，逐步恢复运动能力，所需的关节助力系数将逐步 减小，当助力系数减小到一定程度时，表明患者已具备主动康复训练的条件， 可以进行主动康复训练。
将康复训练时力矩数据实时存储在上位机电脑上，作为每个患者的治疗数 据，根据这些康复力矩数据可以对每个患者的康复程度进行评估和比较。
本发明的有点在于：
传统康复外骨骼使用盘式电机加减速器、四杆机构或电机加同步带等方式驱 动外骨骼运动，均未对患者各关节所受的康复力矩进行精确测量与监控，容易 造成患者训练损伤，另外康复助力大小缺少调节方法，不利于不同患者及不同 阶段都达到最优康复效果。
本发明设计通过力矩电机直接驱动康复外骨骼各关节运动，通过力矩电机电 流及相关外骨骼结构参数准确计算得到患者关节所受力矩，从而准确控制并监 测患者关节所受力矩，无需额外的传感器，结构简单可靠，保证患者在安全力 矩范围内训练，避免外骨骼对患者可能造成的训练损伤。
其次，设计了关节助力力矩大小可以根据患者需求匹配调节的康复方法，发 挥患者主动出力能力，减小患者对康复外骨骼的依赖程度，提升康复效果。其 中各个关节的助力大小调节可以根据方法由康复师手动调节或者由康复外骨骼 控制程序自动调整。
测量计算得到的关节康复力矩数据及关节助力系数可以作为患者康复效果 评估的必需数据存储在上位机电脑上，供医师后续康复治疗使用。
本发明的技术方案不限于上述具体实施例的限制，凡是根据本发明的技术 方案做出的技术变形，均落入本发明的保护范围之内。
Claims (4)
1.一种直驱式康复外骨骼，其特征在于：包括机架、髋关节力矩电机、大腿外骨骼、膝关节力矩电机和小腿外骨骼，两个所述大腿外骨骼的上端分别通过两个所述髋关节力矩电机与所述机架的两端可转动连接，两个所述小腿外骨骼的上端分别通过两个所述膝关节力矩电机与两个所述大腿外骨骼的下端可转动连接。
2.根据权利要求1所述的一种直驱式康复外骨骼，其特征在于：所述髋关节力矩电机和所述膝关节力矩电机均为永磁同步力矩电机，且所述永磁同步力矩电机通过伺服驱动器伺服控制。
3.一种基于上述直驱式康复外骨骼的训练方法，其特征在于，包括以下步骤：
S1、设定的步态曲线，包括各个步态下的髋关节角度θhip和膝关节角度θknee，设定外骨骼输出力矩Tout＝λ0·TN：
式中：TN为髋关节/膝关节的额定输出转矩；
λ0为髋关节/膝关节的初始关节助力系数；
θhip为髋关节角度，以竖直方向为参考零点，向前抬腿为正，向后摆腿为负；
θknee为和膝关节角度，以小腿伸直为参考零点，小腿向后弯曲为正；
S2、获取康复训练过程中膝关节所受力矩Tknee，计算公式为：
式中：Iknee为膝关节力矩电机的电枢电流；
KT1为膝关节力矩电机转矩常数；
Mleg为小腿骨骼重量；
Lleg为小腿外骨骼长度；
Lthigh为大腿外骨骼长度；
S3、获取康复训练过程中髋关节所受力矩Thip，计算公式为：
式中：Ihip为髋关节力矩电机的电枢电流；
KT2为髋关节力矩电机转矩常数；
Mknee为膝关节电机重量；
S4、康复外骨骼按照设定的步态曲线带动患者下肢运动进行识别训练，并计算外骨骼与患者匹配差异μ，计算公式为：
式中：Tf为前文计算得到的患者关节力矩Thip或Tknee；
n为一个步态周期内的采样数；
计算连续m个步态周期的均值；
S5、设定匹配度判别灵敏度α，当|μ|-α＞0，则调节关节助力系数λ＝λ0-μ，外骨骼输出的力矩Tout＝λ·TN；
S6、重复步骤S2-S5，患者经过康复训练，逐步恢复运动能力，所需的关节助力系数将逐步减小，当助力系数减小到一定程度时，表明患者已具备主动康复训练的条件，可以进行主动康复训练。
4.根据权利要求3所述的一种训练方法，其特征在于：设定髋关节/膝关节的力矩安全阈值Tsafe，当关节力矩Thip＞Tsafe或Tknee＞Tsafe时，髋关节力矩电机/膝关节力矩电机停机保护。
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