CN111991694A - 功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制方法，其中，动力式下肢外骨骼系统用于根据实时电机角度和电流信号，建立髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的内部动力学模型，对动力学模型进行参数识别，得到髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩；功能电刺激系统用于接收动力式下肢外骨骼系统反馈的电机角度信息和电流信号，调整刺激参数以生成刺激电流对肌肉进行刺激，输出功能电刺激引起肌肉力矩，通过髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩和功能电刺激引起肌肉力矩共同驱动患者下肢运动。该装置可以减少电机力矩、功率以及能耗，并同时对患者的下肢肌肉进行康复训练、治疗。
Description
技术领域
本发明涉及康复设备技术领域，特别涉及一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制装置。
背景技术
功能性电刺激(Functional Electrical Stimulation，FES)属于神经肌肉电刺激(Neuromuscular Electrical Stimulation，NES)的范畴，是利用一定强度的低频脉冲电流，通过预先设定的程序来刺激一组或多组肌肉，诱发肌肉运动或模拟正常的自主运动，以达到改善或恢复被刺激肌肉或肌群功能的目的。利用功能型电刺激的方法，可以为患者带来一定的生理好处，如保持肌肉活力，防止肌肉萎缩，并逐步实现运动功能重建等。
外骨骼康复机器人技术涉及机器人学、控制技术、步态分析、生物交互反馈和临床康复等多学科领域知识的交叉与融合。可穿戴式下肢外骨骼机器人常用于下肢运动功能障碍患者的助行和康复训练。外骨骼机器人可以为下肢运动功能障碍患者的运动提供较大的力矩支撑，并在一些较难实现的运动，如髋关节屈曲等动作提供很好的辅助作用。
然而，功能性电刺激与下肢外骨骼机器人也各有其不足。功能性电刺激在诱发肌肉持续运动时持续的刺激也会导致肌肉的疲劳，过度使用反而会导致肌肉受损；同时对于长期瘫痪的患者而言，功能性电刺激产生的肌肉收缩力量较小，无法帮助患者自主运动，控制方面存在较大难度。绝大多数下肢外骨骼机器人系统采用液压、气压、电机等外力驱动方式使患者运动，无法符合人体自身肌肉骨骼运动方式，往往出现患者肌肉萎缩、关节磨损，甚至骨折等进一步损伤。因此，结合功能性电刺激与下肢外骨骼机器人既能在电机的作用下使患者产生运动、便于控制，又可以增强患者肌骨力量、优化肌骨协同关系、提升康复运动水平，最终达到重建患者运动机能的理想康复目标。截至当前，将二者结合的下肢外骨骼系统还较为少见。
发明内容
本发明旨在至少在一定程度上解决相关技术中的技术问题之一。
为此，本发明的一个目的在于提出一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制方法，该装置通过混合驱动方式可减小髋、膝关节电机在摆动期的输出力矩，从而达到减少电机力矩、功率以及能耗的目的，并同时对患者的下肢肌肉进行康复训练、治疗。
本发明的另一个目的在于提出一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼的控制方法。
为达到上述目的，本发明一方面实施例提出了一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，包括：动力式下肢外骨骼系统和功能电刺激系统；
所述动力式下肢外骨骼系统用于根据实时电机角度和电流信号，建立所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器的内部动力学模型，对所述动力学模型进行参数识别，得到所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩；
所述功能电刺激系统用于接收所述动力式下肢外骨骼系统反馈的电机角度信息和电流信号，调整刺激参数以生成刺激电流对肌肉进行刺激，输出功能电刺激引起肌肉力矩，通过所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩和所述功能电刺激引起肌肉力矩共同驱动患者下肢运动。
为达到上述目的，本发明另一方面实施例提出了一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，包括：
获取髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的实时电机角度和电流信号，建立所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器的内部动力学模型，对所述动力学模型进行参数识别，得到所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩；
建立患者-外骨骼构成的人机系统二自由度下肢动力学模型，并对所述人机系统二自由度下肢动力学模型进行参数识别，计算人机系统提供的总关节力矩；
根据所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩以及所述人机系统提供的总关节力矩计算功能电刺激引起肌肉力矩；
根据预设目标，利用当前步态周期的所述功能电刺激引起肌肉力矩及所述人机系统提供的总关节力矩，调节下一步态周期功能电刺激系统输出的刺激电流参数以及功能电刺激系统的刺激电流触发和髋关节电驱动器、膝关节电驱动器启动的时间差。
本发明实施例的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制方法的有益效果为：
结合功能性电刺激的下肢外骨骼机器人，刺激患者下肢相应的肌肉，较大的发挥患者下肢肌肉的残存运动能力，协同外骨骼髋、膝关节电驱动器提供力矩支撑，帮助患者调整步态，降低电驱动器能耗。在不需采集无FES刺激时的电机电流和角度信号的情况下，仅使用人机系统二自由度动力学模型和驱动器动力学模型及采集FES刺激时电机电流和角度信号即可估计FES贡献的力矩，从而简化了FES和电机协同驱动的混合控制策略。整体实现方式简单，传感器较少，控制精度较高，具有较好的实施前景。
本发明附加的方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。
附图说明
本发明上述的和/或附加的方面和优点从下面结合附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：
图1为根据本发明一个实施例的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置结构示意图；
图2为根据本发明一个实施例的下肢外骨骼系统步态规划框图；
图3为根据本发明一个实施例的功能电刺激系统原理框图；
图4为根据本发明一个实施例的人机系统力矩模型原理框图；
图5为根据本发明一个实施例的功能电刺激与电机混合协同驱动的原理框图；
图6为根据本发明一个实施例的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法流程图。
具体实施方式
下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。
下面参照附图描述根据本发明实施例提出的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置及控制方法。
首先将参照附图描述根据本发明实施例提出的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置。
图1为根据本发明一个实施例的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置结构示意图。
如图1所示，该功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置包括：动力式下肢外骨骼系统100和功能电刺激系统200。
动力式下肢外骨骼系统100用于根据实时电机角度和电流信号，建立髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的内部动力学模型，对动力学模型进行参数识别，得到髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩。
功能电刺激系统200用于接收动力式下肢外骨骼系统反馈的电机角度信息和电流信号，调整刺激参数以生成刺激电流对肌肉进行刺激，输出功能电刺激引起肌肉力矩，通过髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩和功能电刺激引起肌肉力矩共同驱动患者下肢运动。
其中，下肢外骨骼系统包括骨盆支架110，髋关节系统120，膝关节系统130，踝关节系统140，连接髋关节系统120和膝关节系统130的大腿杆150，连接膝关节系统130与踝关节系统140的小腿杆160，以及支撑患者左、右两侧上肢的左肘拐和右肘拐(图中未示出)。
其中，髋关节系统120包括髋关节电驱动器121及髋关节电机控制器122，其中髋关节电机控制器122可实时获取电机电流参数；膝关节系统130包括膝关节电驱动器131及膝关节电机控制器132。
大腿杆150包括上大腿杆151和下大腿杆152，上大腿杆151与髋关节系统120连接，下大腿杆152与膝关节系统130连接，上大腿杆151插入下大腿杆152内，上大腿杆151插入下大腿杆152配合的部分均设计有矩形通孔，通过插入条形通孔内的螺栓实现上大腿杆151和下大腿杆152的固定连接，并通过调整上大腿杆151和下大腿杆152配合部分矩形孔的位置，可实现大腿杆150的长度调节，适配不同的患者。
同样的，小腿杆160包括上小腿杆161和下小腿杆162，上小腿杆161与膝关节系统130连接，下小腿杆162与踝关节系统140连接，与大腿杆150相似，上小腿杆161和下小腿杆162之间也可以沿杆的方向可进行长度调节，以适配不同的患者。
同时，髋关节系统120、膝关节系统130和踝关节系统140均为主动式关节系统，可通过其各自的关节电机驱动各个关节运动。
骨盆支架110、大腿杆150和小腿杆160上均安装有柔性绑带(图中未示出)，通过柔性绑带将外骨骼系统100与患者固定在一起。
此外，髋关节系统120，膝关节系统130，踝关节系统140，连接髋关节系统120和膝关节系统130的大腿杆150，连接膝关节系统130与踝关节系统140的小腿杆160在外骨骼左右两侧对称安装，例如髋关节系统120由左髋关节系统120a和右髋关节系统120b组成。
左、右肘拐(图中未示出)不仅起到平衡作用并且还分别设置有控制按钮，控制按钮可与功能电刺激系统和下肢外骨骼系统主控制器进行通信，患者通过按压按钮可发出迈腿等动作的控制命令。按钮具体功能如图2所示：当患者点按左肘拐的按钮，人机系统进入左腿或右腿摆动期。当患者点按右肘拐的按钮时，外骨骼使患者双腿直立支撑，并且外骨骼髋关节系统120、膝关节系统130上电；当患者长按右肘拐的按钮3秒以上时，外骨骼使患者恢复到初始双腿直立支撑状态，并且各个关节系统去电。
功能电刺激系统包括对功能电刺激设备进行控制的硬件控制系统和电刺激电流控制方法。如图3所示，功能电刺激系统200的硬件控制系统包括刺激电极210、电极通信电缆220、信号传输串口230、激励发生器240、USB通讯连接线250和信号处理模块260。其中刺激电极210包括可安装于患者左腿股四头肌处的左刺激电极210a和可安装于患者右腿股四头肌处的右刺激电极210b，信号处理模块260中加载有调节电流脉冲信号参数的编程控制算法，通过控制算法对刺激电流的脉冲幅值、脉宽和频率进行调节，可实现对患者肌肉的刺激强度、刺激时间的调节控制。
信号处理模块260通过USB通讯连接线250与激励发生器240相连，激励发生器240产生脉冲信号并通过信号传输串口230向外输出，经过电极通信电缆220传输到刺激电极210，再由左刺激电极210a和右刺激电极210b分别对患者的左侧和右侧大腿股四头肌进行刺激。此外，信号处理模块260还接收外骨骼髋关节电机控制器122和膝关节电机控制器132反馈的电机角度和电流信号，通过动力学模型计算关节力矩，进而估计功能电刺激贡献的力矩，进一步调节下一周期刺激电流的参数及功能电刺激开始刺激和电机启动的时间差。
可以理解的是，当患者操作左肘拐按钮并在设定时间之后，对患者大腿股四头肌施加功能电刺激，产生的肌肉力带动患者的髋关节屈曲、膝关节伸展，一定延迟时间后下肢外骨骼的关节驱动器分别驱动外骨骼的髋关节屈曲、膝关节伸展，患者的肌肉和外骨骼驱动器协同同步辅助患者-外骨骼人机系统完成迈腿动作。
计算关节力矩的过程中，首先建立髋(膝)关节电驱动器内部的动力学模型并对其进行参数识别，利用髋关节电机控制器122和膝关节电机控制器132可实时获取外骨骼髋(膝)关节的电机角度和电流信号，计算得到外骨骼髋(膝)关节电驱动器输出的力矩TR。然后建立患者-外骨骼构成的人机系统二自由度(髋、膝屈伸)下肢动力学模型并对其进行参数识别，其中患者髋、膝关节的角度参数可通过外骨骼髋(膝)关节电机角度信号和传动比计算得到，从而计算得到人机系统输出的总髋(膝)关节力矩TT。
如图4所示，人机系统输出的总髋(膝)关节力矩TT(t)由外骨骼髋(膝)关节电驱动器和功能电刺激引起患者肌肉力矩共同提供，因此功能电刺激贡献的力矩TF(t)可估计为在摆动期，人机系统输出的总髋(膝)关节正向屈髋(伸膝)力矩TT(t)和髋(膝)关节电驱动器输出的正向屈髋(伸膝)力矩TR(t)的差值即TF(t)＝TT(t)-TR(t)，以最小化髋(膝)关节电驱动器输出的力矩、功率为目标，在已知当前步态周期功能电刺激的刺激电流参数(脉冲时长td(n)和脉冲幅值I(n))以及功能电刺激的刺激电流触发和髋(膝)电驱动器启动的时间差Δt(n)的基础上，使用当前步态周期的功能电刺激贡献的正向屈髋(伸膝)力矩TF(n)(t)及人机系统输出的总正向屈髋(伸膝)力矩数据TT(n)(t)，自适应调节下一步态周期功能电刺激系统输出的刺激电流参数(脉冲时长td(n+1)和脉冲幅值I(n+1))以及功能电刺激的刺激电流触发和髋(膝)电驱动器启动的时间差Δt(n+1)。
进一步地，在当前步态周期功能电刺激贡献的正向屈髋(伸膝)力矩TF(n)(t)和人机系统输出的总正向屈髋(伸膝)力矩数据TT(n)(t)自适应调节功能电刺激系统在下一周期输出的刺激电流参数(脉冲时长td(n+1)和脉冲幅值I(n+1))的方法为：以最小化髋(膝)关节电驱动器的输出力矩、功率为目标，下一周期的刺激电流脉冲时长设置为td(n+1)＝td(n)+c1sgn(ΔtT(n))，其中ΔtT(n)是在当前步态周期内摆动时人机系统输出的正向屈髋(伸膝)正力矩TT(n)(t)和功能电刺激贡献的正向屈髋(伸膝)正力矩TF(n)(t)的持续时间差，c1是预定义的定常时长增量系数，sgn是符号函数，取括号内变量的符号(下同)。下一周期的刺激电流脉冲幅值设置为Id(n+1)＝Id(n)+c2sgn(ΔT(n))，其中ΔT(n)是当前步态周期内摆动时人机系统输出的正向屈髋(伸膝)正力矩TT(n)(t)和功能电刺激贡献的正向屈髋(伸膝)正力矩TF(n)(t)的峰值之差，c2是预定义的定常电流增量系数。根据上述调节方法，调整下一步态周期需要施加的电刺激电流参数并实时反馈给功能电刺激系统信号处理模块，对需要施加的电刺激电流的参数进行实时调节控制，实现整个系统的自适应调节。
在当前步态周期功能电刺激贡献的正向屈髋(伸膝)力矩TF(n)(t)和人机系统输出的总正向屈髋(伸膝)力矩数据TT(n)(t)自适应调节下一周期功能电刺激的刺激电流触发和髋(膝)电驱动器启动的时间差Δt(n)的方法为：图5所示的步态行走实施例中，当左肘拐发出迈腿信号时，FES系统刺激大腿股四头肌，经过延迟时间Δt(n)后启动外骨骼髋关节电驱动器121屈髋和膝关节电驱动器131伸膝，实现向前迈步的动作。为减小FES和电驱动器的力矩响应延时，下一个步态周期的延迟时间Δt(n+1)设置为Δt(n+1)＝Δt(n)+Δtl(n)，其中，当前步态周期的延迟时间Δt(n)即为功能电刺激贡献正向屈髋(伸膝)力矩TF(n)(t)与人机系统输出的总正向屈髋(伸膝)力矩TT(n)(t)出现的时间差。
进一步地，在本发明的实施例中，还需要判断肌肉是否处于疲劳状态，从而进行调整。
具体地，工作过程中，在功能电刺激系统发出刺激电流脉冲前，需判定肌肉是否出现疲劳。判定肌肉疲劳的方法为，比较在当前步态周期功能电刺激贡献的力矩平均值
与上一步态周期功能电刺激贡献的力矩平均值
记录
的数值连续小于预先设定阈值的次数k，当k达到一定值后，判定肌肉出现疲劳，进而自动暂停功能电刺激，并在间隔一段时间后重新开始逐渐恢复对患者肌肉的功能电刺激。
如图5所示，功能电刺激和电机混合协同驱动策略，在膝关节屈曲至最大屈曲角并在设定时间之后执行，此时人机系统开始向前迈步(屈髋和伸膝)。
下肢步行过程中，在每个步态周期的摆动初期对大腿股四头肌施加功能电刺激，肌肉收缩引起髋关节屈曲、膝关节伸展，在标准的向前迈步所需关节总力矩不变的情况下，达到减小电机输出力矩、功率，同时进行股四头肌康复治疗的目的。
根据本发明实施例提出的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，结合功能性电刺激的下肢外骨骼机器人，刺激患者下肢相应的肌肉，较大的发挥患者下肢肌肉的残存运动能力，协同外骨骼髋、膝关节电驱动器提供力矩支撑，帮助患者调整步态，降低电驱动器能耗。在不需采集无FES刺激时的电机电流和角度信号的情况下，仅使用人机系统二自由度动力学模型和驱动器动力学模型及采集FES刺激时电机电流和角度信号即可估计FES贡献的力矩，从而简化了FES和电机协同驱动的混合控制策略，整体实现方式简单，传感器较少，控制精度较高，具有较好的实施前景。
其次参照附图描述根据本发明实施例提出的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法。
图6为根据本发明一个实施例的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法流程图。
如图6所示，该功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法包括：
获取髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的实时电机角度和电流信号，建立髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的内部动力学模型，对动力学模型进行参数识别，得到髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩；
建立患者-外骨骼构成的人机系统二自由度下肢动力学模型，并对人机系统二自由度下肢动力学模型进行参数识别，计算人机系统提供的总关节力矩；
根据髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩以及人机系统提供的总关节力矩计算功能电刺激引起的肌肉力矩；
根据预设目标，利用当前步态周期的功能电刺激引起肌肉力矩及人机系统提供的总关节力矩，调节下一步态周期功能电刺激系统输出的刺激电流参数以及功能电刺激系统的刺激电流触发和髋关节电驱动器、膝关节电驱动器启动的时间差。
进一步地，在本发明的一个实施例中，功能电刺激引起肌肉力矩为人机系统提供的总关节力矩与髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩之差。
进一步地，在本发明的一个实施例中，还包括：
判断当前步态周期功能电刺激引起肌肉力矩的平均值和上一步态周期功能电刺激引起肌肉力矩的平均值的比值，在比值连续小于预设定阈值的次数等于预设次数时，停止功能电刺激系统对肌肉的刺激。
进一步地，在本发明的一个实施例中，还包括：
在设定时长后恢复功能电刺激系统对肌肉的刺激。
进一步地，在本发明的一个实施例中，预设目标为：
髋关节电机控制器和膝关节电机控制器输出的力矩或功率最小。
需要说明的是，前述对方法实施例的解释说明也适用于该实施例的装置，此处不再赘述。
根据本发明实施例提出的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，通过功能电刺激设备与主动式下肢外骨骼系统相结合的协同控制方式，通过功能电刺激对穿戴者下肢肌肉的刺激，配合外骨骼关节电驱动器协同控制穿戴者的下肢运动，实现穿戴者在外骨骼辅助行走的前提下尽可能减小外骨骼关节电机的力矩；通过下肢外骨骼主动驱动下肢运动，同时对下肢肌肉进行间歇性电刺激，既可以通过作用于肌肉的电流刺激帮助肌肉恢复自主运动能力，同时还可以避免由于功能电刺激对肌肉持续刺激而导致的肌肉疲劳。
此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。
在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。此外，在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。
尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。
Claims (10)
1.一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，其特征在于，包括：动力式下肢外骨骼系统和功能电刺激系统；
所述动力式下肢外骨骼系统用于根据实时电机角度和电流信号，建立所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器的内部动力学模型，对所述动力学模型进行参数识别，得到所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩；
所述功能电刺激系统用于接收所述动力式下肢外骨骼系统反馈的电机角度信息和电流信号，调整刺激参数以生成刺激电流对肌肉进行刺激，输出功能电刺激引起肌肉力矩，通过所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩和所述功能电刺激引起肌肉力矩共同驱动患者下肢运动。
2.根据权利要求1所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，其特征在于，所述动力式下肢外骨骼系统包括骨盆支架、髋关节系统、膝关节系统、踝关节系统、连接所述髋关节系统和所述膝关节系统的大腿杆、连接所述膝关节系统与所述踝关节系统的小腿杆以及支撑左、右两侧上肢的左肘拐和右肘拐；
所述大腿杆包括上大腿杆和下大腿杆，所述上大腿杆与所述髋关节系统连接，所述下大腿杆与所述膝关节系统连接；
所述小腿杆包括上小腿杆和下小腿杆，所述上小腿杆与所述膝关节系统连接，所述下小腿杆与所述踝关节系统连接；
所述上大腿杆插入所述下大腿杆内，所述上大腿杆插入所述下大腿杆配合的部分均设计有矩形通孔，通过插入条形通孔内的螺栓实现所述上大腿杆和所述下大腿杆的固定连接，并通过调整上所述大腿杆和所述下大腿杆配合部分矩形孔的位置，实现大腿杆的长度调节；
所述髋关节系统包括髋关节电驱动器及髋关节电机控制器，所述髋关节电机控制器用于实时获取所述髋关节电驱动器电机角度和电流信号，所述髋关节电驱动器用于驱动髋关节运动；
所述膝关节系统包括膝关节电驱动器及膝关节电机控制器，所述膝关节电机控制器实时获取所述膝关节电驱动器电机角度和电流信号，所述膝关节电驱动器用于驱动膝关节运动；
所述左肘拐和所述右肘拐上设置控制按钮，用于控制所述动力式下肢外骨骼系统和功能电刺激系统。
3.根据权利要求1所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，其特征在于，
所述骨盆支架、所述大腿杆和所述小腿杆上均安装有柔性绑带，用于固定所述外骨骼系统。
4.根据权利要求1所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，其特征在于，所述髋关节系统、所述膝关节系统和所述踝关节系统为主动式关节系统，通过各自的关节电机驱动各个关节运动。
5.根据权利要求1所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼装置，其特征在于，所述功能电刺激系统包括：至少一个刺激电极、电极通信电缆、信号传输串口、激励发生器、USB通讯连接线和信号处理模块；所述信号处理模块用于调节对刺激电流脉冲的幅值、脉宽和频率，以控制对肌肉的刺激强度和刺激时间；
所述信号处理模块通过所述USB通讯连接线与所述激励发生器相连，所述激励发生器产生脉冲信号并通过所述信号传输串口向外输出，经过所述电极通信电缆传输到所述刺激电极，再由所述刺激电极对肌肉进行刺激。
6.一种功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，其特征在于，包括：
获取髋关节电机控制器和膝关节电机控制器的实时电机角度和电流信号，建立所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器的内部动力学模型，对所述动力学模型进行参数识别，得到所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩；
建立患者-外骨骼构成的人机系统二自由度下肢动力学模型，并对所述人机系统二自由度下肢动力学模型进行参数识别，计算人机系统提供的总关节力矩；
根据所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩以及所述人机系统提供的总关节力矩计算功能电刺激引起的肌肉力矩；
根据预设目标，利用当前步态周期的所述功能电刺激引起肌肉力矩及所述人机系统提供的总关节力矩，调节下一步态周期功能电刺激系统输出的刺激电流参数以及功能电刺激系统的刺激电流触发和髋关节电驱动器、膝关节电驱动器启动的时间差。
7.根据权利要求6所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，其特征在于，
所述功能电刺激引起肌肉力矩为所述人机系统提供的总关节力矩与所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩之差。
8.根据权利要求6所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，其特征在于，还包括：
判断当前步态周期功能电刺激引起肌肉力矩的平均值和上一步态周期功能电刺激引起肌肉力矩的平均值的比值，在所述比值连续小于预设定阈值的次数等于预设次数时，停止所述功能电刺激系统对肌肉的刺激。
9.根据权利要求8所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，其特征在于，还包括：
在设定时长后恢复所述功能电刺激系统对肌肉的刺激。
10.根据权利要求6所述的功能电刺激和电机混合驱动的下肢外骨骼控制方法，其特征在于，所述预设目标为：
所述髋关节电机控制器和所述膝关节电机控制器输出的力矩或功率最小。
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