CN109843244B - 用于手部康复的动力辅助装置及其使用方法 - Google Patents

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Abstract

一种用于手部康复的动力辅助装置(100)，其向用户提供手指屈曲‑伸展和前臂旋后‑旋前的组合运动的训练。所述动力辅助装置(100)包括手部支架(102)和基座(104)。手部支架(102)包括可调节地连接到平台(202、204)的手指驱动单元(206)、连接到手指驱动单元(206)的致动器(208)，以及力传感器(232)，所述力传感器(232)连接到手指驱动单元(206)和手部支架(102)底部，并检测由手部支架(102)的运动产生的力信号。基座(104)可拆卸地连接到手部支架(102)，并包括支撑结构(302)、包括沿内圆周表面形成的C形轨道(314、316)的前臂旋转器(110)、沿着C形轨道(314、316)移动的可旋转平台(306)、连接到可旋转平台(306)的安装平台(308)，以及肌电图(EMG)传感器(402A‑402B)，所述EMG传感器(402A‑402B)附接到用户的上臂或前臂，并感测用户产生的EMG信号。

Description

用于手部康复的动力辅助装置及其使用方法
技术领域
本发明涉及一种用于手部康复的动力辅助装置，其向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练。
背景技术
动力辅助装置已广泛用于手部康复。这些装置通常包括单个传感器，并提供单一自由度的培训。使用这些装置执行不同类型的训练可能效率不高和没有效果。
鉴于对有效地提供手部康复的综合训练的需要，对动力辅助装置的改进是期望的。
发明内容
一个示例性实施例是一种用于手部康复的动力辅助装置，其向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练。所述动力辅助装置包括手部支架和基座。手部支架附接到用户的手部，并包括：多个手指驱动单元，其可调节地连接到平台，并附接到用户的手指；多个致动器，其连接到手指驱动单元，并致动手指驱动单元；以及多个力传感器，其连接到手指驱动单元和手部支架底部，并检测由手部支架的运动产生的力信号。基座可拆卸地连接到手部支架，并包括：支撑结构，其位于基座的近端，并支撑用户的前臂；前臂旋转器，其邻接前臂支撑结构，并包括沿前臂旋转器的内圆周表面形成的多个C形轨道；可旋转平台，其沿着C形轨道移动，并接收用户的前臂；安装平台，其连接到可旋转平台的远端并从其延伸，并将手部支架可拆卸地安装到基座上；以及肌电图(EMG)传感器，其附接到用户的前臂，并感测由用户上肢的运动产生的EMG信号，其中，EMG信号和力信号用于向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练。
本文讨论了其他示例性实施例。
附图说明
图1A示出了根据示例性实施例的动力辅助装置的左透视图。
图1B示出了根据示例性实施例的动力辅助装置的右透视图。
图1C示出了根据示例性实施例的动力辅助装置的左侧视图。
图2A示出了根据示例性实施例的手部支架的背侧的左透视图。
图2B示出了根据示例性实施例的手部支架的左侧视图。
图2C示出了根据示例性实施例的手部支架的右侧视图。
图2D示出了根据示例性实施例的手部支架的仰视图。
图3A示出了根据示例性实施例的基座的斜视图。
图3B示出了根据示例性实施例的基座的后视图。
图3C示出了根据示例性实施例的基座的俯视图。
图3D示出了根据示例性实施例的基座的仰视图。
图4A示出了根据示例性实施例上肢穿戴动力辅助装置的侧视图。
图4B示出了根据示例性实施例上肢穿戴动力辅助装置的侧视图。
图5示出了根据示例性实施例的包括动力辅助装置的电子系统。
图6示出了根据示例性实施例的由手部康复系统执行以确定肌肉动力的开始时间的方法。
图7示出了由手部康复系统执行的在手部康复系统中计算肌肉动力的开始时间的方法。
图8示出了根据示例性实施例的由手部康复系统执行以确定肌肉动力的EMG开始时间的方法。
图9示出了根据示例性实施例的由手部康复系统执行以确定肌肉动力的力开始时间的方法。
图10A示出了根据示例性实施例的前臂旋转器的斜视图。
图10B示出了根据示例性实施例的前臂旋转器的后视图。
图10C示出了根据示例性实施例的前臂旋转器的侧视图。
图10D示出了根据示例性实施例的前臂旋转器沿图10C的E-E线的剖视图。
图11A示出了根据示例性实施例的前指从动件的斜视图。
图11B示出了根据示例性实施例的前指从动件的侧视图。
图12示出了根据示例性实施例的手掌带。
图13A示出了根据示例性实施例的手部支架平台的背视图。
图13B示出了根据示例性实施例的手部支架平台的内部视图。
具体实施方式
示例性实施例涉及向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练的设备和方法。
在用于手部康复的动力辅助装置中使用表面肌电图(EMG)可以提供关于患者运动单位的神经激活和控制的重要信息。肌纤维传导速度和EMG幅度是表面EMG信号检测和处理中的两个相关参数。同时，肌动图(MMG)作为研究人体肌肉收缩力的非侵入性手段是有用的。肌肉收缩伴随着肌纤维横径的尺寸变化。这些尺寸变化产生“体内”肌肉表面振荡(oscillation)，其可通过放置在肌肉上的适当探针记录。当多个运动单位活跃时，表面振荡的总和产生被标记为表面MMG的信号。
当EMG传感器、MMG传感器和力传感器组合和同步处理时，可以获得关于在几种类型的肌肉收缩期间的机电特性和运动控制策略的独特信息。当肌肉收缩时，这些类型的每一个的开始(onset)依照着生理顺序，其中第一个出现的是EMG信号，接着是MMG信号，最后是力信号。即使仔细完成这三个信号的信号处理，MMG的开始在EMG信号和力信号之间，EMG信号和力信号之间的时间延迟通常约为40至50毫秒(ms)。这时间范围非常小，但由于这三个信号全都被合并，并且彼此具有非常接近的开始，因此该时间范围可以代表肌肉收缩的实际开始时间。这种对肌肉收缩的开始的精确测量可以为患者的机器人康复训练提供独特的信息。作为机器人中非常相关的测量参数，反应时间测量应该通过精确地检测肌肉收缩的开始来测量，这可以通过三个传感器(例如EMG传感器、MMG传感器和力传感器)的集成(integration)来实现。出于机械目的，一旦在测量之间没有显著差异的可靠性(reliability)(特别是相互关联系数)或重复性(repeatability)被示为受许多外部因素的影响，甚至可以把更大的时间延迟视为开始。
示例性实施例包括向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练的手部康复系统。所述系统包括手部支架、可拆卸地连接到手部支架的基座，以及EMG传感器，所述EMG传感器附接到用户的上臂和前臂中的任一个或两个，并感测由用户产生的EMG信号。
在一个示例性实施例中，手部支架可由用户穿戴，并包括外部平台和连接到外部平台的内部平台。
在一个示例性实施例中，手部支架包括MMG传感器，其附接到用户的上臂和前臂中的任一个或两个，并感测由用户产生的MMG信号。
在示例性实施例中，手部支架包括手指驱动单元、连接到手指驱动单元和致动手指驱动单元的致动器，以及力传感器，所述力传感器连接到手指驱动单元和手部支架底部，并检测由手部支架的运动产生的力信号。
在示例性实施例中，基座包括：位于基座近端的支撑结构；前臂旋转器，其邻接支撑结构，并包括沿前臂旋转器的内圆周表面形成的C形轨道；可旋转平台，其沿着C形轨道移动；以及安装平台，其连接到可旋转平台的远端并从其延伸。
在另一示例性实施例中，可旋转平台通过安装平台接收和支撑用户的前臂，所述安装平台可拆卸地接收手部支架，使得手部支架可拆卸地安装在基座上。
在示例性实施例中，处理单元接收和分析EMG信号和力信号，以确定用户上肢的肌肉动力的开始时间，从而向用户提供训练。
在另一示例性实施例中，处理单元接收和分析EMG信号、MMG信号和力信号，以确定用户上肢的肌肉动力的开始时间，从而向用户提供训练。
在一个示例性实施例中，可旋转平台在最大旋后位置和最大旋前位置之间旋转。可旋转平台从中间位置(即，用户的拇指朝上时并且被视为0度的位置)旋后到与中间位置最多成45度的旋后(向外侧)度的最大旋后位置。可旋转平台从中间位置旋前到与中间位置最多成90度的旋前(向内侧)度的最大旋前位置。
在另一示例性实施例中，前臂基座还包括可扭转地连接到安装平台的锁定旋钮。此外，锁定旋钮将手部支架可调节地安装到安装平台上，以在用户穿戴手部支架和将前臂放在可旋转平台上时，将用户的手腕固定在三个不同的位置。
在一个示例性实施例中，当手腕固定在第一手腕伸展位置时，手腕放在与用户前臂的纵轴成0度的中间位置。当手腕固定在第二手腕伸展位置时，手腕相对于纵轴伸展15度。当手腕固定在第三手腕伸展位置时，手腕相对于纵轴伸展30度。
在示例性实施例中，基座包括位置跟踪传感器，其跟踪用户在移动基座时的运动路线。在另一个示例性实施例中，基座包括紧急停止按钮，其允许用户在基座的任何部分的任何意外故障的情况下使基座停止操作以保护用户。
在一个示例性实施例中，系统包括从智能手机、平板计算机或其他便携式电子装置接收命令的无线接收器。作为示例，命令包括致动手指驱动单元以屈曲和伸展用户的手指，以及使可旋转平台沿着C形轨道旋转以旋后和旋前用户的前臂。
在示例性实施例中，EMG传感器是EMG-MMG传感器，其包括两个EMG电极和MMG传感器。两个EMG传感器相距20毫米(20mm)，并感测EMG信号。MMG传感器位于两个EMG电极之间，并感测MMG信号。
在示例性实施例中，确定肌肉动力的开始时间的方法涉及实现三个不同的传感器，即EMG传感器、MMG传感器和力传感器。分别从由EMG传感器感测到的EMG信号、由MMG传感器感测到的MMG信号和由力传感器感测到的力信号确定EMG开始时间、MMG开始时间和力开始时间。然后，计算EMG开始时间、MMG开始时间和力开始时间之间的时间延迟，并且将平均点视为肌肉动力的实际开始时间，而自愿运动旨在由用户产生。
作为示例，应用了两个EMG传感器，其中一个EMG传感器感测手指屈曲的EMG信号，而另一个EMG传感器感测手指伸展的EMG信号。还应用了两个MMG传感器，其中一个MMG传感器感测手指屈曲的MMG信号，而另一个MMG传感器感测手指伸展的MMG信号。此外，应用了五个力传感器，其中每个力传感器感测用户的每个手指的力信号。
在另一示例性实施例中，应用了两个EMG传感器，其中一个EMG传感器感测前臂旋后的EMG信号，而另一个EMG传感器感测前臂旋前的EMG信号。还应用了两个MMG传感器，其中一个MMG传感器感测前臂旋后的MMG信号，另一个MMG传感器感测前臂旋前的MMG信号。此外，应用了五个力传感器，其中每个力传感器感测用户的每个手指的力信号。还有另外两个力传感器应用于手部支架的底部，以感测前臂旋后和旋前期间产生的力信号。
在示例性实施例中，四个参数，即TO、T1、T2和发力率(RFD)，是确定完整肌肉动力的时间关系的参数。作为示例，TO是外部刺激应用于系统的时间。T1是肌肉动力的开始时间，并由在EMG开始时间和力开始时间之间取平均的时间来确定。
在一个示例性实施例中，肌肉动力的开始时间T1由EMG开始时间与力开始时间之间的第一平均时间或MMG开始时间与力开始时间之间的第二平均时间来确定。使用第一平均时间或第二平均时间作为T1的选择，取决于首先感测到EMG信号还是MMG信号。如果首先感测到EMG信号，第一平均时间将是T1，而在首先感测到MMG信号的情况下，第二平均时间将是T1。作为示例，EMG信号通常比MMG信号更早地被感测到。
作为示例，T2是肌肉力阈值的开始时间，并且在力超过力阈值(例如5牛顿(N)或10N)时确定。RFD是从力开始时间开始计算到力阈值的力的变化或发展速率。
作为一个示例，可以将EMG信号阈值和/或力信号阈值设置为肌肉力阈值。在一个示例性实施例中，EMG信号肌肉力阈值被设定为中风后急性期的肌肉力阈值。在另一个示例性实施例中，力信号阈值被设定为在中风后更慢性的阶段或可以看到显著改善和患者能够操纵力量(例如操纵物件)时的肌肉力阈值。
图1A至1C示出了根据示例性实施例的用于手部康复的动力辅助装置100(下文称为“装置”)。装置100包括手部支架102，其可拆卸地连接到基座104。患有上肢运动障碍或上肢麻痹的患者或中风患者可将受影响的手插入手部支架102中，并将受影响的手的前臂放在基座104上以进行手部康复。作为示例，手部康复包括手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的训练。在一个实施例中，装置100由用户的受影响肢体的肌电图(EMG)信号驱动，其中EMG信号反映用户移动受影响肢体的意图。
在示例性实施例中，手部支架102以与轴线X成10度的倾斜角安装在基座104上，如图1C所示。在该倾斜角度下，用户可以将手放在基座上的自然位置，在穿戴装置100时对其腕关节施加最小的应力。
图2A至2D示出了根据示例性实施例的装置的手部支架200。手部支架200包括：外部平台202；内部平台204，其连接到外部平台202的内表面；多个手指驱动单元206，其可调节地连接到外部平台202和内部平台204；多个致动器208，其可移动地连接到手指驱动单元206；多个致动器基座210，其固定在外部平台202的外表面上，并连接到致动器208；以及侧固定架212，其可调节地连接到外部平台202和内部平台204。
作为示例，手部支架包括可调节地连接到外部平台和内部平台的五个手指驱动单元、分别可移动地连接到五个手指驱动单元的五个致动器，以及固定在外部平台的外表面上并分别连接到五个致动器的五个致动器基座。五个致动器分别致动五个手指驱动单元。
在示例性实施例中，在穿戴手部支架200时，用户手部的背侧与内部平台204的内侧接触。作为示例，内部平台204可以具有不同的尺寸以容纳不同尺寸的手掌。
在一个示例性实施例中，手指驱动单元206可移动地安装在外部平台202的内表面上，并从外部平台202的远端214向外延伸。手指驱动单元206包括位于远端214的中间轨道引导件224、位于近端220的近侧轨道引导件226、连接中间轨道引导件224和近侧轨道引导件226的中间从动组件216，以及连接近侧轨道引导件226和致动器208的近侧从动组件218。前指从动件256连接到中间从动组件216。中间从动组件216和近侧从动组件218分别确保在用户的近端指间(PIP)关节和掌指(MCP)关节的受限范围内的受控且成比例的角旋转，使得手部支架200的运动和灵敏度(responsiveness)类似于人的手指的紧密运动(cohesivemovement)，特别是手部打开动作和手部抓握动作。
在一个示例性实施例中，力传感器232设置在前指从动件256上。
在示例性实施例中，中间轨道引导件224和近侧轨道引导件226中的每一个具有弧形轨道228。轴承230可移动地设置在轨道228内，使得由中间从动组件216驱动的前指从动件256和近侧从动组件218分别沿着轨道228跟随中间轨道引导件224的路径和沿着轨道228跟随近侧轨道引导件226的路径。作为示例，中间轨道引导件224的旋转范围和近侧轨道引导件226的旋转范围不同，使得中间从动组件216和近侧从动组件218在中间轨道引导件224与近侧轨道引导件226之间产生比例关系。在一个示例性实施例中，手部支架200具有连接组件222，其连接中间从动组件216和近侧轨道引导件226。
在一个示例性实施例中，中间带保持器246连接到前指从动件256的底侧，并且近侧带保持器248连接到中间轨道引导件224的底侧和近侧从动组件218的底侧。中间带保持器246将指带250穿过带位置可调节槽252可调节地固定，所述带位置可调节槽252设置在中间带保持器246的腔内。同样地，近侧带保持器248将指带250穿过带位置可调节槽252可调节地固定，所述带位置可调节槽252设置在近侧带保持器248的腔内。作为示例，中间带保持器246和近侧带保持器248由软垫制成。指带250环绕用户的手指以将手指保持在手指驱动单元206内，并在手指驱动单元206移动时保持手指接触。
致动器208具有通过致动器基座210连接到外部平台202的近端220的近端，以及连接到近侧从动组件218的远端。当致动器208被致动时，致动器208的纵向运动被转换成角/旋转运动，其引起近侧从动组件218沿近侧轨道引导件226的轨道228的相对旋转。然后，近侧从动组件218的旋转运动致动中间轨道引导件224的旋转运动，其中当中间轨道引导件224旋转时，中间从动组件216旋转并推动前指从动件256沿着轨道228旋转。
在一个示例性实施例中，手部支架200具有拇指平台234，其与外部平台202分开地或一体地形成。接收用户拇指的其中一个手指驱动单元206，即拇指驱动单元236，可调节地连接到拇指平台234。作为示例，拇指驱动单元236在不同位置可调节地连接到拇指平台234，以匹配不同的拇指长度、用户拇指和食指之间的不同腹板尺寸(web size)。拇指驱动单元236包括拇指轨道引导件238、拇指从动组件240，所述拇指从动组件240将拇指轨道引导件238连接到致动器208。拇指轨道引导件238具有弧形的拇指轨道242。拇指轴承244可移动地设置在拇指轨道242内，使得拇指从动组件240沿着拇指轨道引导件242跟随拇指轨道引导件238的路径。拇指带保持器254连接到拇指轨道引导件238的底侧，并将指带250穿过带位置可调节槽252可调节地固定，所述带位置可调节槽252设置在拇指带保持器254的腔内。作为示例，拇指带保持器254由软垫制成。
在示例性实施例中，致动器基座210在一端通过例如螺钉组固定到外部平台202上，并且在另一端通过例如铰链接头在另一端连接到致动器208。致动器基座210有助于致动器208的正确对准，使得致动器208和手指驱动单元206正确地对准。
在一个示例性实施例中，侧固定架212在不同的侧向位置可调节地连接到外部平台202的小指侧，以匹配不同的手掌尺寸。
在示例性实施例中，力传感器232测量由用户的手指产生的合力(resultantforce)。作为示例，所产生的合力具有0至50N的幅度范围。
图3A至3C示出了根据示例性实施例的装置的基座(或前臂基座)300。基座300包括支撑结构302、邻接支撑结构302的前臂旋转器304、可旋转平台306和安装平台308。
支撑结构302位于基座300的近端310，并接收用户的前臂。前臂带312可调节地定位在支撑结构302的开口附近。一旦用户的前臂放在支撑结构302上，前臂带312可以环绕前臂的上表面，从而将前臂固定到支撑结构302上。
前臂旋转器304邻接支撑结构302，并包括沿前臂旋转器304的内圆周表面形成的轨道，以供可旋转平台306沿其移动。在所示的示例性实施例中，前臂旋转器304包括沿前臂旋转器304的内圆周表面形成的第一C形轨道314和第二C形轨道316。可旋转平台306沿第一C形轨道314和第二C形轨道316移动，并接收用户的前臂。可旋转平台306沿顺时针方向移动以展示手腕的旋前动作，而可旋转平台306的逆时针运动展示手腕的旋后动作。
在另一个示例性实施例中，前臂旋转器可以具有多于两个沿着前臂旋转器的内圆周表面形成的轨道，以供可旋转平台沿其移动。
在示例性实施例中，可旋转平台306在最大旋后位置和最大旋前位置之间移动。在一个示例性实施例中，最大旋后位置和最大旋前位置可以由用户根据他/她的需要来设置。作为示例，最大旋后位置被预设在从中间位置(即，用户的拇指朝上时并且被认为是0度的位置)顺时针转45度的位置，并且最大旋前位置被预设在从0度的中间位置逆时针转90度的位置。可旋转平台306从中间位置(即，0度)旋后(即，沿右手的顺时针方向移动)到与基座300的中间位置最多成45度的最大旋后位置。可旋转平台306从中间位置旋前(即，沿右手的逆时针方向移动)到与基座300的中间位置最多成90度的最大旋前位置。换句话说，可旋转平台306可以从0度到90度顺时针移动以展示手腕在0度和90度之间的旋前，并且可以从0度到45度逆时针移动以展示手腕在0度和45度之间的旋后。
安装平台308连接到可旋转平台306的远端318并从其延伸，并将手部支架可拆卸地安装到基座300上。作为示例，安装平台308是L形板。锁定旋钮320在安装平台308的延伸端322可移除地连接到并牢固地锁定在安装平台308。作为示例，锁定旋钮320插入安装平台308的延伸端322上的孔中，以可拆卸地连接到安装平台308。
在另一个示例性实施例中，锁定旋钮可以具有与安装平台的孔上的内螺纹匹配的螺纹，使得锁定旋钮可扭转地连接到并牢固地锁定在安装平台。
在示例性实施例中，存在两个可互换的安装平台，其具有两个不同方向的安装部件，所述安装部件分别为左手和右手将手部支架安装到基座上。
锁定旋钮320将装置的手部支架可调节地安装到安装平台308上，并且在用户正在进行手指伸展和手指屈曲的训练时，将用户的手腕固定在不同的位置。作为示例，锁定旋钮320将手腕固定在三个不同的位置。当手腕固定在第一手腕伸展位置时，手腕放在与用户前臂的纵轴成0度的中间位置。当手腕固定在第二手腕伸展位置时，手腕相对于前臂的纵轴伸展15度。当手腕固定在第三手腕伸展位置时，手腕相对于前臂的纵轴伸展30度。
在一个示例性实施例中，紧急停止按钮326设置在基座300的一侧上，并允许用户在基座300的任何部分的任何意外故障情况下使基座300停止操作以保护用户。
在示例性实施例中，可再充电电池330可移除地设置在基座300的远端318上。作为示例，在充满电时，可再充电电池330允许基座300连续运行四个小时。作为示例，可再充电电池是锂聚合物电池。
图3D示出了基座300的底板328。在所示的示例性实施例中，多个轴承滚子324和位置跟踪传感器332设置基座300的底板328上。作为示例，基座的底部上设有八个轴承滚子。轴承滚子324允许基座300在基座300所在的表面上平滑移动。位置跟踪传感器332跟踪用户在使用基座300时的运动路线。作为示例，位置跟踪传感器332是用于位置跟踪的互补金属氧化物半导体(CMOS)传感器，使得用户能够在使用基座300时在一个区域上移动。
再参照图1A，通过手部支架102的手指驱动单元106的动作来执行手指的屈曲和伸展，同时通过可旋转平台108沿着基座104的前臂旋转器110的内圆周表面的旋转运动来执行前臂的旋后和旋前。在一个示例性实施例中，动力辅助装置100包括控制旋后和旋前速度(即，可旋转平台的速度)的致动器定位控制器，使得旋后/旋前的循环时间与屈曲/伸展的循环时间相同，以实现手指驱动单元106和可旋转平台108之间的同步。
在示例性实施例中，当手指驱动单元106难以平滑移动时(例如由于手指驱动单元的阻塞)，屈曲或伸展的动作将停止，并且手指驱动单元将返回到相反的方向，从而避免对用户和装置100造成任何损害。
在另一实施例中，作为安全特征，手指屈曲/伸展和前臂旋后/旋前的下一个循环将不会开始，直至手指屈曲/伸展和前臂旋后/旋前的运动都已完成。这样，可以实现手指驱动单元106和可旋转平台108之间的同步，并且可以确保在几个循环之后，手指屈曲/伸展和前臂旋后/旋前的两个运动之间没有时间偏移(time shift)。
图4A示出了根据示例性实施例的穿戴装置400的用户。两个肌电图(EMG)传感器402A至402B可移除地连接到用户的前臂。作为示例，EMG传感器402A可移除地附接到屈指肌(flexor digitorummuscle)，并且EMG传感器402B可移除地附接到伸指肌(extensordigitorum muscle)。
图4B示出了根据另一示例性实施例的穿戴装置400的用户。肌电图(EMG)传感器402A附接到用户的上臂，而402B传感器附接到用户的前臂。作为示例，EMG传感器402A可拆卸地附接到肱二头肌(biceps brachii muscle)，并且EMG传感器402B可移除地附接到前臂中的屈指肌、伸指肌或旋前圆肌(pronator teres muscle)。
在示例性实施例中，EMG传感器402A和402B中的每一个包括两个极性相反的EMG电极。作为示例，如果两个EMG电极位于前臂上或者如果它们属于EMG传感器402A或EMG传感器402B，它们则感测手指屈曲或手指伸展。作为示例，如果两个EMG电极中的一个位于上臂而另一个位于前臂上，或者如果它们属于EMG传感器402A或EMG传感器402B，它们则感测前臂旋后或前臂旋前。换句话说，EMG传感器402A的两个电极不检测手部的不同运动，并且EMG传感器402B的两个电极不检测手部的不同运动。
在一个示例性实施例中，EMG传感器是肌电图-肌动图(EMG-MMG)传感器，其包括两个EMG电极和MMG传感器。两个EMG电极彼此分开20毫米(mm)，并感测EMG信号。MMG传感器位于两个EMG电极之间，并感测MMG信号。作为示例，EMG电极之一感测手指屈曲的EMG信号，而另一个EMG电极感测手指伸展的EMG信号。作为示例，EMG电极之一感测前臂旋后的EMG信号，而另一个EMG电极感测前臂旋前的EMG信号。作为示例，MMG传感器包括两个MMG电极，其中一个MMG电极感测手指屈曲的MMG信号，而另一个MMG电极感测手指伸展的MMG信号。作为示例，MMG传感器之一包括两个MMG电极，其中一个MMG电极感测前臂旋后的MMG信号，另一个MMG电极感测前臂旋前的MMG信号。
在一个示例性实施例中，参比电极可以安装在用户的肘部上，并且提供对两个EMG电极的输入的共同参考。
EMG传感器402A至402B检测由用户上肢的运动产生的EMG信号。来自肢体的受影响肌肉的EMG信号对应于用户的意图，并且可以控制由装置400提供的辅助运动。这样，用户可以积极地参与手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的组合运动的训练。作为示例，用户可以在旋后/旋前其前臂同时，在同一训练中保持手指屈曲/伸展。如果用户在旋后同时可以保持手指伸展，则可以改善屈肌或痉挛模式。
在一个示例性实施例中，EMG传感器是EMG-MMG传感器，其还检测由用户手部的运动产生的MMG信号。
在一个示例性实施例中，在训练时间中，手指屈曲、手指伸展、前臂旋后和前臂旋前的动作可以根据用户的需求和需要以任何形式和任何结果组合。
图5示出了根据示例性实施例的电子系统500，其包括经由一个或多个网络518与手持便携式电子装置(HPED)516连通的装置502。装置502包括可拆卸地连接到基座504的手部支架503、EMG传感器506、力传感器508、处理单元510、存储器512和传输器/接收器514。处理单元510与手部支架503和基座504连通，并接收来自EMG传感器506的EMG信号，并接收来自力传感器508的力信号。在示例性实施例中，EMG信号和力信号在训练期间实时传输到处理单元510。处理单元510分析EMG信号和力信号以确定用户手部的肌肉动力的开始时间。处理单元510还与存储器512和传输器/接收器514连通。在一个示例性实施例中，存储器512存储EMG信号、力信号和肌肉动力的开始时间，并记录手部支架503和基座504的运动历史。
在一个示例性实施例中，EMG传感器是EMG-MMG传感器，其感测EMG信号和MMG信号。在训练期间，EMG信号、MMG信号和力信号被实时传输到处理单元。处理单元分析EMG信号、MMG信号和力信号，以确定用户手部的肌肉动力的开始时间。存储器存储EMG信号、MMG信号、力信号和肌肉动力的开始时间，并记录手部支架和基座的运动历史。
传输器/接收器514从HPED 516无线地接收命令以操作装置502，以向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的组合运动的训练。作为示例，传输器/接收器514从HPED接收命令以致动手部支架503的手指驱动单元，以向用户提供手指屈曲和手指伸展的训练。作为示例，传输器/接收器514从HPED接收命令以移动基座504的可旋转平台，以向用户提供前臂旋后和前臂旋前的训练。在一个示例性实施例中，可旋转平台沿着基座504的C形轨道移动。
HPED 516(例如智能手机、平板计算机，膝上型计算机或其他计算机)可包括存储器528、显示器520、装置管理器522、传输器/接收器524和处理单元526。存储器528存储从装置502传输的信息。在示例性实施例中，所述信息包括EMG信号、MMG信号、力信号、肌肉动力的开始时间和用户的档案。显示器520显示信息，而装置管理器522(例如软件应用)允许用户与装置502连通，例如发出命令以向用户提供手指屈曲-伸展的训练和/或前臂旋后-旋前的训练。传输器/接收器524将来自HPED的命令无线地传输到装置502，并且接收存储在装置502的存储器512中的信息。
图6示出了由手部康复系统执行以确定肌肉动力的开始时间的方法。在框602中，用户手部的肌电图(EMG)信号由手部康复系统中的动力辅助装置中的EMG传感器感测。在框604中，用户手部手指的力信号由手部康复系统中的动力辅助装置中的力传感器感测。在框606中，手部康复系统从EMG信号计算EMG开始时间和从力信号计算力开始时间。在框608中，手部康复系统分析EMG开始时间和力开始时间以计算肌肉动力的开始时间。
在一个示例性实施例中，用户手部的肌动图(MMG)信号由手部康复系统中的动力辅助装置中的MMG传感器感测。手部康复系统从EMG信号计算EMG开始时间，从MMG信号计算MMG开始时间，以及从力信号计算力开始时间。手部康复系统分析EMG开始时间、MMG开始时间和力开始时间以计算肌肉动力的开始时间。
图7示出了在手部康复系统中计算肌肉动力的开始时间的方法。在框702中，肌肉动力的开始时间被识别为由手部康复系统计算的在EMG开始时间和力开始时间之间取平均的时间。
在手部康复系统中计算肌肉动力的开始时间的方法的一个示例性实施例中，由手部康复系统计算EMG开始时间和力开始时间之间的第一平均值。由手部康复系统计算在MMG开始时间和力开始时间之间的第二平均值。如果第一EMG信号比第一MMG信号更早地被感测到，手部康复系统则将第一平均值确定为肌肉动力的开始时间。如果第一MMG信号比第一EMG信号更早地被感测到，手部康复系统则将第二平均值确定为肌肉动力的开始时间。
图8示出了在手部康复系统中确定EMG开始时间的方法。在框802中，手部康复系统从EMG传感器检测到的EMG信号计算EMG信号的三个标准偏差(SD)的值。在框804中，当EMG信号达到EMG信号的三个SD时，手部康复系统确定EMG开始信号。在框806中，手部康复系统通过识别感测到EMG开始信号的时间来确定EMG开始时间。
图9示出了在手部康复系统中确定力开始时间的方法。在框902中，手部康复系统从力传感器感测到的力信号计算力信号的三个标准偏差(SD)的值。在框904中，当力信号达到力信号的三个SD时，手部康复系统确定力开始信号。在框906中，手部康复系统通过识别感测到力开始信号的时间来确定力开始时间。
在示例性实施例中，提供了在手部康复系统中确定MMG开始时间的方法。手部康复系统从MMG传感器检测到的MMG信号计算MMG信号的三个标准偏差(SD)的值。当MMG信号达到MMG信号的三个SD时，手部康复系统确定MMG开始信号。手部康复系统通过识别感测到MMG开始信号的时间来确定MMG开始时间。
图10A至10D示出了根据示例性实施例的前臂旋转器1000的内部结构。前臂旋转器1000包括前板1002，而后板1004通过连杆1006A至1006F和U形连接板1008连接到前板1002。第一C形轨道1010设置在前板1002上，并包括第一旋转轨道1014。第二C形轨道1012设置在后板1004上，并包括第二旋转轨道1020。旋转轴承1016A至1016E可移动地设置在第一旋转轨道1014和第二旋转轨道1020内，以促进可旋转平台1018沿两个旋转轨道1014和1020的旋转运动。用户的前臂放在可旋转平台1018上并固定到其上，例如通过环绕前臂的带固定，使得前臂与可旋转平台1018一起旋转。在示例性实施例中，可旋转平台1018沿顺时针方向移动以展示右手手腕的旋后动作，而可旋转平台1018的逆时针运动展示右手手腕的旋前动作。安装平台1028连接到可旋转平台1018的远端。
在一个示例性实施例中，轴承1016A至1016E连接至正齿形齿圈1022，而所述齿圈1022与马达齿轮1024啮合。在操作期间，马达1026驱动马达齿轮1024旋转，其中马达齿轮1024的齿与齿圈1022的齿啮合以驱动齿圈1022、轴承1016A至1016E和可旋转平台1018沿着两个旋转轨道1014和1020的旋转运动。由于可旋转平台1018的旋转运动，用户的前臂旋转。
图11A和11B示出了根据示例性实施例的前指从动件1100。力传感器1102和线垫1104设置在前指从动件1100的平坦部分上。作为示例，力传感器是薄膜传感器。
在一个示例性实施例中，力传感器1102感测由用户手指因手指的屈曲/伸展而产生的力信号。然后，力信号通过第一线1106A和1106B传输到线垫1104，然后通过第二线1108A和1108B传输到处理单元以进行分析。
在示例性实施例中，前指从动件1100包括设置在前指从动件1100的平坦部分的底侧上的裂缝点1110。裂缝点1110将手指的应力沿着裂缝点1110的中心线集中。当手指按压时，裂缝点1110关闭，并且力传感器1102延伸。当手指伸展时，裂缝点1110打开，并且力传感器1102收缩。
在一个示例性实施例中，前指从动件1100包括倾斜近端1112，而指垫1114或带保持器放置在倾斜近端1112的底侧。作为示例，带保持器是图2B所示的中间带保持器246或近侧带保持器248。
在另一个示例性实施例中，前指从动件1100可以沿着轨道引导件(例如图2B中所示的中间轨道引导件224)的轨道(例如图2B中所示的轨道228)旋转。作为示例，通过可移动地设置在轨道内的轴承(例如图2B所示的轴承230)和前指从动件1100的孔1116A至1116B之间的相互作用来实现前指从动件1100的旋转运动。
在示例性实施例中，力传感器1102测量由用户的手指产生的合力。作为示例，所产生的合力具有0至50N的幅度范围。
图12示出了根据示例性实施例的手掌带1200。在一个示例性实施例中，手掌带1200附接到手部支架的内部平台(例如图2D中所示的内部平台204)以将用户的手掌固定到内部平台。作为示例，使用两个手掌带来将手掌更牢固地固定到内部平台。
图13A和13B示出了根据示例性实施例的手部支架平台1300。在一个示例性实施例中，手部支架平台1300类似于手部支架的内部平台(例如图2D所示的内部平台204)，其可以锁定在手部支架的外部平台上(例如图2A所示的外部平台202)。
在一个示例性实施例中，手部支架平台1300包括设置在手部支架平台1300的第一侧1304上的支架力传感器1302A和1302B。支架力传感器1302A和1302B检测在旋后和旋前期间产生的力信号。
在另一个示例性实施例中，手部支架平台1300包括力垫1306A和1306B，其设置在手部支架平台1300的第二侧1308上，并提供在旋后和旋前期间产生的力的更好的感应(sensation)。凹槽设置在力垫1302A和1302B的侧面上，以沿其产生应力集中(stressconcentration)。
EMG传感器的示例包括但不限于EMG传感器、MMG传感器、EMG传感器和MMG传感器的组合传感器(即EMG-MMG传感器)、其中MMG传感器嵌入两个EMG电极之间的传感器，以及包括两个EMG电极而没有MMG传感器的传感器。
如本文所用，术语“连接”是指元件机械地、电气地或机械和电气地直接或间接地连接到另一元件。
如本文所用，“致动器”将电能转换成机械能以移动手指驱动单元。致动器的示例包括但不限于线性致动器。
如本文所用，“无线传输”是在未通过电连接器连接的两个点之间传输信息。无线传输的示例包括但不限于Wi-Fi传输、蓝牙传输、射频(RF)传输、红外(IR)传输和第3代(3G)或第4代(4G)移动电信技术。
提供了根据示例性实施例的方法和设备作为示例，来自一个方法或设备的示例不应被解释为限制来自另一方法或设备的示例。此外，在不同附图中讨论的方法和设备可以添加到其他图中的方法和设备或与其交换。此外，具体的数字数据值(例如特定的数量、数目、类别等)或其他特定信息应该被解释为用于讨论示例性实施例的说明。

Claims (17)

1.一种用于手部康复的动力辅助装置，其向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的组合运动的训练，所述动力辅助装置包括：
手部支架，其附接到用户的手部，并包括：
多个手指驱动单元，其可调节地连接到平台，并附接到用户的手指；
多个致动器，其连接到手指驱动单元，并致动手指驱动单元；
多个力传感器，其连接到手指驱动单元，并检测由手指驱动单元和手部支架底部的运动产生的力信号；
基座，其可拆卸地连接到手部支架，并包括：
支撑结构，其位于基座的近端，并支撑用户的前臂；
前臂旋转器，其邻接支撑结构，并包括沿前臂旋转器的内圆周表面形成的多个C形轨道；
可旋转平台，其沿着C形轨道移动，并接收用户的前臂；
安装平台，其连接到可旋转平台的远端并从其延伸，并将手部支架可拆卸地安装到基座上；和
肌电图EMG传感器，其附接到用户的上臂和前臂中的任一个或两个，并感测由用户的上臂或前臂的运动产生的EMG信号；
致动器定位控制器，其控制可旋转平台的速度；
处理单元，其与手部支架和基座连通；
其中，EMG信号和力信号由所述处理单元接收和分析，以确定用户上肢的肌肉动力的开始时间，以向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的组合运动的训练；及
所述致动器定位控制器控制可旋转平台的速度，使得前臂旋后-旋前的循环时间与手指屈曲-伸展的循环时间相同，以实现手指驱动单元和可旋转平台之间的同步。
2.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述手部支架可由用户穿戴，并包括外部平台和连接到外部平台的内部平台。
3.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述可旋转平台在最大旋后位置和最大旋前位置之间移动，而中间位置定义为用户的拇指朝上时的位置。
4.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述可旋转平台在最大旋后位置和最大旋前位置之间移动，并且所述可旋转平台从中间位置旋后到与中间位置最多成45度的最大旋后位置，并且所述可旋转平台从中间位置旋前到与中间位置最多成90度的最大旋前位置；
其中，中间位置是用户的拇指朝上时的位置，并被视为0度。
5.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述基座还包括：
锁定旋钮，其通过安装平台的延伸端上的孔连接到安装平台，并将手部支架可调节地安装到安装平台上，以将用户的手腕相对于前臂的纵轴固定在不同的手腕伸展位置。
6.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述基座还包括：
锁定旋钮，其通过安装平台的延伸端上的孔连接到安装平台，并将手部支架可调节地安装到安装平台上，以将用户的手腕固定在三个不同的手腕伸展位置；
其中，当手腕固定在第一手腕伸展位置时，手腕放在与用户前臂的纵轴成0度的中间位置，并且当手腕固定在第二手腕伸展位置时，手腕相对于前臂的纵轴伸展15度，并且当手腕固定在第三手腕伸展位置时，手腕相对于前臂的纵轴伸展30度。
7.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述基座还包括：
多个轴承滚子，其允许基座在表面上平滑移动。
8.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中所述基座还包括：
位置跟踪传感器，其跟踪用户在使用动力辅助装置时的运动路线。
9.根据权利要求1所述的动力辅助装置，还包括：
无线接收器，其从手持便携式电子装置HPED接收命令以致动手指驱动单元以屈曲和伸展用户的手指，以及命令沿着C形轨道移动可旋转平台以旋后和旋前用户的前臂。
10.根据权利要求1所述的动力辅助装置，还包括：
肌动图MMG传感器，其感测用户的上臂或前臂的MMG信号；
其中，MMG信号与所述EMG信号和力信号一起由处理单元接收和分析，以确定肌肉动力的开始时间，以向用户提供手指屈曲-伸展和前臂旋后-旋前的组合运动的训练。
11.根据权利要求1所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元从所述EMG信号计算EMG开始时间和从所述力信号计算力开始时间；并且
所述处理单元分析所述EMG开始时间和所述力开始时间以计算肌肉动力的开始时间。
12.根据权利要求11所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元计算在所述EMG开始时间和所述力开始时间之间取平均时间；并且
将平均时间识别为肌肉动力的开始时间。
13.根据权利要求11所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元从所述EMG传感器感测到的EMG信号计算EMG信号的三个标准偏差SD的值；
当EMG信号达到EMG信号的三个SD时，由所述处理单元确定EMG开始信号；并且
所述处理单元通过识别感测到EMG开始信号的时间来确定EMG开始时间。
14.根据权利要求11所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元从所述力传感器感测到的力信号计算力信号的三个标准偏差SD的值；
当力信号达到力信号的三个SD时，由所述处理单元确定力开始信号；并且
所述处理单元通过识别感测到力开始信号的时间来确定力开始时间。
15.根据权利要求11所述的动力辅助装置，还包括：
肌动图MMG传感器，其感测用户手部的MMG信号；
其中，所述处理单元从所述MMG信号计算MMG开始时间；并且
所述处理单元分析MMG开始时间，以计算肌肉动力的开始时间。
16.根据权利要求15所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元计算在所述MMG开始时间、所述EMG开始时间和所述力开始时间之间取平均时间；和
将平均时间识别为肌肉动力的开始时间。
17.根据权利要求15所述的动力辅助装置，其中：
所述处理单元从所述MMG传感器感测到的MMG信号计算MMG信号的三个标准偏差SD的值；
当EMG信号达到MMG信号的三个SD时，所述处理单元确定MMG开始信号；并且
所述处理单元通过识别感测到MMG开始信号的时间来确定MMG开始时间。
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