CN111248917B - 一种下肢步行训练器主动训练控制装置 - Google Patents

一种下肢步行训练器主动训练控制装置 Download PDF

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CN111248917B CN202010053207.0A CN202010053207A CN111248917B CN 111248917 B CN111248917 B CN 111248917B CN 202010053207 A CN202010053207 A CN 202010053207A CN 111248917 B CN111248917 B CN 111248917B
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Abstract

本发明公开了一种下肢步行训练器主动训练控制装置，所述装置用于：根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩；获取膝关节力矩以及髋关节力矩；训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度；本发明的优点在于：解决现有技术缺乏主动训练算法以及不能对患者康复程度进行评估的问题。

Description

一种下肢步行训练器主动训练控制装置
技术领域
本发明涉及机器人算法控制技术领域，更具体涉及一种下肢步行训练器主动训练控制装置。
背景技术
随着机械与电子技术发展，机器人在医疗领域发挥越来越重要的作用。在下肢康复领域，使用外骨骼带动人体行走是一种常用的康复治疗手段，可以帮助病人恢复神经和肌肉机能。
目前下肢外骨骼机器人基本上都是以外骨骼带动人体行走的“被动训练”方式为主，对于有一定行动能力的患者，被动训练方式不能很好地调动患者肌肉发力，同时也无法评估患者康复程度。而让患者带着外骨骼运动的“主动训练”方式，可以让患者肌肉主动发力，更有利于有一定行动能力的患者的康复，同时也可对患者步态进行跟踪和评估。
中国专利公开号CN105456004A，公开了一种外骨骼式移动步行康复训练控制装置及方法，可用于人体下肢步行康复训练。该装置包括嵌入式上位机、移动运动控制单元、步行运动控制单元、步态测量单元、人机交互单元。在上述各单元的协调控制下，该装置可通过外骨骼式机械腿带动人体下肢在移动平台内进行步行康复训练。根据人体下肢的主动力，步行训练模式可分为主动训练模式和被动训练模式。该发明可以为下肢残障人群提供不同下肢康复阶段的下肢站立式步行训练，但是该发明并没有针对如何进行主动训练展开描述，也没有提供主动训练算法，更没有提供如何评估患者康复程度。
综上，目前已有的下肢外骨骼机器人普遍没有提供主动训练算法，且不能对患者康复程度进行评估。
发明内容
本发明所要解决的技术问题在于如何一种下肢步行训练器主动训练控制装置，以解决现有技术缺乏主动训练算法以及不能对患者康复程度进行评估的问题。
本发明通过以下技术手段实现解决上述技术问题的：一种下肢步行训练器主动训练控制方法，所述方法包括：
步骤一：根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩，补偿机械自身运动产生的摩擦力；
步骤二：获取膝关节力矩以及髋关节力矩；
步骤三：训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；
步骤四：将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；
步骤五：训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；
步骤六：输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度。
本发明通过阻力补偿、膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩实现重力补偿的方式抵消了外骨骼自身阻力，使患者能轻松进行主动训练。通过记录主动训练的行动数据，可以对患者康复程度进行评估。
优选的，所述步骤一包括：监测关节运动方向，实时给出与关节运动方向相同的力矩，抵消运动过程中的阻力，补偿机械自身运动产生的摩擦力。
优选的，所述步骤二包括：利用公式M2＝m2·g·sin(θ1+θ2)·Lm2获取膝关节力矩，利用公式M11＝m1·g·sinθ1·Lm1获取大腿对髋关节的力矩，利用公式M21＝m2·g·sinθ21·Lm21获取小腿对髋关节力矩，利用公式M1＝M11+M21获取髋关节力矩，其中，
Figure GDA0003780924100000031
Figure GDA0003780924100000032
M2为膝关节力矩；m2为小腿质量，g为重力加速度，θ1为髋关节角度，θ2为膝关节角度，Lm2为小腿质心到膝关节长度；M11为大腿对髋关节的力矩，m1为大腿质量，Lm1为大腿质心到髋关节长度；M21为小腿对髋关节力矩，θ21为角度中间变量，Lm21为腿长中间变量，L11为大腿腿长。
优选的，所述步骤四包括：利用公式
Figure GDA0003780924100000033
获取髋关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000034
其中，
Figure GDA0003780924100000035
L1和L3均为电机上经测量得出的固定长度，L2是髋关节角度变化时的电缸长度，L20为髋关节0°时的电缸长度；
利用公式
Figure GDA0003780924100000036
获取膝关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000037
其中，
Figure GDA0003780924100000038
L4和L6均为电机上经测量得出的固定长度，L5是膝关节角度变化时的电缸长度，L50为膝关节0°时的电缸长度；
对于髋关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000041
其中，
Figure GDA0003780924100000042
对于膝关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000043
其中，
Figure GDA0003780924100000044
计算出髋关节以及膝关节下电缸推力后，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩。
本发明还提供一种下肢步行训练器主动训练控制装置，所述装置包括：
阻力补偿模块，用于根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩，补偿机械自身运动产生的摩擦力；
关节力矩获取模块，用于获取膝关节力矩以及髋关节力矩；
重力补偿系数设置模块，用于训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；
电机输出力矩获取模块，用于将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；
整体补偿系数设置模块，用于训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；
评估模块，用于输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度。
优选的，所述阻力补偿模块还用于：监测关节运动方向，实时给出与关节运动方向相同的力矩，抵消运动过程中的阻力，补偿机械自身运动产生的摩擦力。
优选的，所述关节力矩获取模块还用于：利用公式M2＝m2·g·sin(θ1+θ2)·Lm2获取膝关节力矩，利用公式M11＝m1·g·sinθ1·Lm1获取大腿对髋关节的力矩，利用公式M21＝m2·g·sinθ21·Lm21获取小腿对髋关节力矩，利用公式M1＝M11+M21获取髋关节力矩，其中，
Figure GDA0003780924100000051
M2为膝关节力矩；m2为小腿质量，g为重力加速度，θ1为髋关节角度，θ2为膝关节角度，Lm2为小腿质心到膝关节长度；M11为大腿对髋关节的力矩，m1为大腿质量，Lm1为大腿质心到髋关节长度；M21为小腿对髋关节力矩，θ21为角度中间变量，Lm21为腿长中间变量，L11为大腿腿长。
优选的，所述电机输出力矩获取模块还用于：利用公式
Figure GDA0003780924100000052
获取髋关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000053
其中，
Figure GDA0003780924100000054
L1和L3均为电机上经测量得出的固定长度，L2是髋关节角度变化时的电缸长度，L20为髋关节0°时的电缸长度；
利用公式
Figure GDA0003780924100000055
获取膝关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000056
其中，
Figure GDA0003780924100000057
L4和L6均为电机上经测量得出的固定长度，L5是膝关节角度变化时的电缸长度，L50为膝关节0°时的电缸长度；
对于髋关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000061
其中，
Figure GDA0003780924100000062
对于膝关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000063
其中，
Figure GDA0003780924100000064
计算出髋关节以及膝关节下电缸推力后，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩。
本发明的优点在于：
(1)本发明通过阻力补偿、膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩实现重力补偿的方式抵消了外骨骼自身阻力，使患者能轻松进行主动训练。通过记录主动训练的行动数据，可以对患者康复程度进行评估。
(2)本发明通过设置重力补偿系数进行补偿程度调整，以及对电机输出力矩乘以整体补偿系数，具有设置补偿程度功能，可针对不同患者设置不同的阻力和助力，使得主动训练更加个性化。
附图说明
图1为本发明实施例所公开的一种下肢步行训练器主动训练控制方法的流程图；
图2为本发明实施例所公开的一种下肢步行训练器主动训练控制方法中一条腿的瞬间姿态示意图；
图3为现有技术中广泛使用的一种电缸型结构示意图。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
实施例1
如图1所示，一种下肢步行训练器主动训练控制方法，所述方法包括：
步骤S1：根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩，补偿机械自身运动产生的摩擦力；在关节运动的过程中，由于机械摩擦等因素，会产生阻碍运动的阻力，这个阻力大小通常是恒定的，方向和关节运动方向相反。所以，只要监测关节运动方向，实时给出一个与关节运动方向相同的力矩，就能够抵消运动过程中的阻力，补偿机械自身运动产生的摩擦力，这个补偿力矩大小是和机器特性相关的，通过测试和试验可以得到合适的补偿力矩。因此这里需给出设置接口，根据不同机器设置不同的阻力补偿力矩大小。
步骤S2：获取膝关节力矩以及髋关节力矩；对于膝关节力矩以及髋关节力矩的计算实质上是重力补偿，重力补偿是为了抵消外骨骼在抬腿时重力产生的力矩，如图2所示，为一条腿的瞬间姿态示意图，利用公式M2＝m2·g·sin(θ1+θ2)·Lm2获取膝关节力矩，利用公式M11＝m1·g·sinθ1·Lm1获取大腿对髋关节的力矩，利用公式M21＝m2·g·sinθ21·Lm21获取小腿对髋关节力矩，利用公式M1＝M11+M21获取髋关节力矩，其中，
Figure GDA0003780924100000071
M2为膝关节力矩；m2为小腿质量，g为重力加速度，θ1为髋关节角度，θ2为膝关节角度，Lm2为小腿质心到膝关节长度；M11为大腿对髋关节的力矩，m1为大腿质量，Lm1为大腿质心到髋关节长度；M21为小腿对髋关节力矩，θ21为角度中间变量，Lm21为腿长中间变量，L11为大腿腿长，L12为小腿腿长。
步骤S3：训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；本发明主要对算法进行改进，对于机械结构中的第一外部接口的设置位置以及训练器整体机械结构并未给出，对于第一外部接口的设置位置根据现场布局需要设置，主要目的在于提供重力补偿系数，能够根据不同患者设置不同的重力补偿系数，较为个性化，重力补偿系数根据患者的康复程度而确定，对于行动能力较强的患者，可以设置较低的重力补偿系数，更多地发挥患者自身的运动能力；相反对于行动能力较弱的患者，则设置较高的重力补偿系数。例如患者自身能抬起腿，则设置补偿系数为1；对于有轻微行动能力但抬腿困难的患者，设置补偿系数为2，帮助患者抬腿。需要注意的是，其重力补偿系数的最大值为3。
步骤S4：将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；具体过程为：如图3所示为现有技术中被广泛使用的一种电缸型结构，本发明主要对算法进行改进，所以对于电缸型结构并不做介绍，主要用到电缸型结构中的一些角度数据和长度数据，可以通过图3所示的标注直观了解，利用公式
Figure GDA0003780924100000081
获取髋关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000082
其中，
Figure GDA0003780924100000083
L1和L3均为电机上经测量得出的固定长度，L2是髋关节角度变化时的电缸长度，L20为髋关节0°时的电缸长度；这里是根据电机的结构将结构中涉及的电缸长度以及固定长度等参与计算得到髋关节角度，从而将实际中的髋关节角度换算成电机运行中的髋关节角度，然后再根据髋关节角度公式换算得出髋关节角度变化时的电缸长度的计算公式。
利用公式
Figure GDA0003780924100000091
获取膝关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000092
其中，
Figure GDA0003780924100000093
L4和L6均为电机上经测量得出的固定长度，L5是膝关节角度变化时的电缸长度，L50为膝关节0°时的电缸长度；同理这里是根据电机的结构将结构中涉及的电缸长度以及固定长度等参与计算得到膝关节角度，从而将实际中的膝关节角度换算成电机运行中的膝关节角度，然后再根据膝关节角度公式换算得出膝关节角度变化时的电缸长度的计算公式。
对于髋关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000094
其中，
Figure GDA0003780924100000095
θ1'是一个中间变量，只是为了公式简洁将
Figure GDA0003780924100000096
定义为θ1'。
对于膝关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000097
其中，
Figure GDA0003780924100000098
θ2'也是一个中间变量，只是为了公式简洁将
Figure GDA0003780924100000099
定义为θ2'。
计算出髋关节以及膝关节下电缸推力后，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩属于现有技术比较成熟的计算过程，在此不做赘述。
步骤S5：训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；在根据不同患者设置不同的重力补偿系数的情况下，对于电机输出力矩还需要根据不同型号电机或者不同的训练器进行补偿，以使训练更加适应每一个患者，所以设置第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数，整体补偿系数需要根据患者的行动能力调整，对于行动能力较强的患者设置较低的补偿系数，对于行动能力较弱的患者设置较高的补偿系数。设置合适的补偿系数帮助患者行走的同时尽可能多地让患者发挥自身运动能力。例如患者在设置好阻力补偿系数和重力补偿系数情况下，训练一段时间后体力下降，此时只需要调高整体补偿系数到1.5即可提高阻力补偿、重力补偿为原来的1.5倍；当患者有所康复，行动能力增强，此时降低整体补偿系数到0.8，即可降低阻力补偿、重力补偿为原来的0.8倍。
步骤S6：输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度。为了评估患者的康复程度，在训练过程中的历史训练数据应当保存，以便医护人员能够根据这些信息调整患者的训练方案及训练进度，以使患者更快更好的进行康复训练。
本发明提供一种下肢步行训练器主动训练控制方法，通过阻力补偿、膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩实现重力补偿的方式抵消了外骨骼自身阻力，使患者能轻松进行主动训练。通过记录主动训练的行动数据，可以对患者康复程度进行评估。
实施例2
与本发明实施例1相对应的，本发明实施例2还提供一种下肢步行训练器主动训练控制装置，所述装置包括：
阻力补偿模块，用于根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩，补偿机械自身运动产生的摩擦力；
关节力矩获取模块，用于获取膝关节力矩以及髋关节力矩；
重力补偿系数设置模块，用于训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；
电机输出力矩获取模块，用于将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；
整体补偿系数设置模块，用于训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；
评估模块，用于输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度。
具体的，所述阻力补偿模块还用于：监测关节运动方向，实时给出与关节运动方向相同的力矩，抵消运动过程中的阻力，补偿机械自身运动产生的摩擦力。
具体的，所述关节力矩获取模块还用于：利用公式M2＝m2·g·sin(θ1+θ2)·Lm2获取膝关节力矩，利用公式M11＝m1·g·sinθ1·Lm1获取大腿对髋关节的力矩，利用公式M21＝m2·g·sinθ21·Lm21获取小腿对髋关节力矩，利用公式M1＝M11+M21获取髋关节力矩，其中，
Figure GDA0003780924100000111
M2为膝关节力矩；m2为小腿质量，g为重力加速度，θ1为髋关节角度，θ2为膝关节角度，Lm2为小腿质心到膝关节长度；M11为大腿对髋关节的力矩，m1为大腿质量，Lm1为大腿质心到髋关节长度；M21为小腿对髋关节力矩，θ21为角度中间变量，Lm21为腿长中间变量，L11为大腿腿长。
具体的，所述电机输出力矩获取模块还用于：利用公式
Figure GDA0003780924100000121
获取髋关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000122
其中，
Figure GDA0003780924100000123
L1和L3均为电机上经测量得出的固定长度，L2是髋关节角度变化时的电缸长度，L20为髋关节0°时的电缸长度；
利用公式
Figure GDA0003780924100000124
获取膝关节角度，逆向求解得
Figure GDA0003780924100000125
其中，
Figure GDA0003780924100000126
L4和L6均为电机上经测量得出的固定长度，L5是膝关节角度变化时的电缸长度，L50为膝关节0°时的电缸长度；
对于髋关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000127
其中，
Figure GDA0003780924100000128
对于膝关节，电缸推力为
Figure GDA0003780924100000129
其中，
Figure GDA00037809241000001210
计算出髋关节以及膝关节下电缸推力后，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩。
以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。

Claims (3)

1.一种下肢步行训练器主动训练控制装置，其特征在于，所述装置包括：
阻力补偿模块，用于根据关节运动方向，给出一个阻力补偿力矩，补偿机械自身运动产生的摩擦力；
关节力矩获取模块，用于获取膝关节力矩以及髋关节力矩；
重力补偿系数设置模块，用于训练器通过第一外部接口对膝关节力矩以及髋关节力矩设置重力补偿系数进行补偿程度调整，针对不同患者，设置不同的重力补偿系数；
电机输出力矩获取模块，用于将设置了重力补偿系数的膝关节力矩以及髋关节力矩分别转换为电机输出力矩；
整体补偿系数设置模块，用于训练器通过第二外部接口对电机输出力矩乘以整体补偿系数，针对不同患者设置不同的整体补偿系数；
评估模块，用于输出患者主动训练的运动曲线，根据运动曲线评估患者康复程度；
所述关节力矩获取模块还用于：利用公式M2＝m2·g·sin(θ1+θ2)·Lm2获取膝关节力矩，利用公式M11＝m1·g·sinθ1·Lm1获取大腿对髋关节的力矩，利用公式M21＝m2·g·sinθ21·Lm21获取小腿对髋关节力矩，利用公式M1＝M11+M21获取髋关节力矩，其中，
Figure FDA0003780924090000011
Figure FDA0003780924090000012
M2为膝关节力矩；m2为小腿质量，g为重力加速度，θ1为髋关节角度，θ2为膝关节角度，Lm2为小腿质心到膝关节长度；M11为大腿对髋关节的力矩，m1为大腿质量，Lm1为大腿质心到髋关节长度；M21为小腿对髋关节力矩，θ21为角度中间变量，Lm21为腿长中间变量，L11为大腿腿长。
2.根据权利要求1所述的一种下肢步行训练器主动训练控制装置，其特征在于，所述阻力补偿模块还用于：监测关节运动方向，实时给出与关节运动方向相同的力矩，抵消运动过程中的阻力，补偿机械自身运动产生的摩擦力。
3.根据权利要求2所述的一种下肢步行训练器主动训练控制装置，其特征在于，所述电机输出力矩获取模块还用于：利用公式
Figure FDA0003780924090000021
获取髋关节角度，逆向求解得
Figure FDA0003780924090000022
其中，
Figure FDA0003780924090000023
L1和L3均为电机上经测量得出的固定长度，L2是髋关节角度变化时的电缸长度，L20为髋关节0°时的电缸长度；
利用公式
Figure FDA0003780924090000024
获取膝关节角度，逆向求解得
Figure FDA0003780924090000025
其中，
Figure FDA0003780924090000026
L4和L6均为电机上经测量得出的固定长度，L5是膝关节角度变化时的电缸长度，L50为膝关节0°时的电缸长度；
对于髋关节，电缸推力为
Figure FDA0003780924090000027
其中，
Figure FDA0003780924090000028
对于膝关节，电缸推力为
Figure FDA0003780924090000029
其中，
Figure FDA00037809240900000210
计算出髋关节以及膝关节下电缸推力后，根据电缸减速比把电缸推力换算成电机输出力矩。
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