CN112891127A - 一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法 - Google Patents

一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，由内环自适应阻抗控制模块和外环镜像控制模块组成闭合双环，所述外环镜像控制模块输入量为患侧和健侧的位置，输出量为患侧实际位置与患侧期望位置的位置偏差，内环自适应阻抗模块的输入量为位置偏差，经过阻抗控制器解算为电机的力/力矩输出。自适应控制器的输入量为患肢运动过程中的状态信息，其输出量反馈到阻抗控制器，以优化阻抗控制器的参数，本发明在传统阻抗控制的基础上，根据训练对象健侧运动意图识别实现患侧的运动控制，并可根据患肢的运动状态自适应地调节康复训练控制参数，从而提高患者的积极性和主动性，达到更好的康复训练效果。

Description

一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法
技术领域
本发明涉及一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，用于偏瘫患者的上肢镜像康复训练，属于医疗康复领域。
背景技术
脑卒中也叫脑中风，是由脑部血液循环障碍，导致局部神经功能缺失的一种疾病。其发病率、致死率均较高，且50％～70％的存活者伴有不同程度残疾。偏瘫是脑卒中后常见残疾,其主要表现为患侧肌力减退、肢体痉挛以及活动受限,对患者日常生活造成严重影响。偏瘫患者上肢功能的恢复一直是康复治疗的难点，患者的消极态度往往导致康复周期延长，严重影响康复效果。
近年来，镜像康复训练方法在上肢运动功能的康复治疗中应用越来越广泛，它是康复医学、机器人学、生物医学与人工智能等学科领域高度交叉的研究对象。镜像康复训练方法通过视觉等方式检测健侧运动，用以控制患侧进行相同的运动动作，以此达到改善康复训练效果的目的，理论研究和临床实践证明镜像康复训练方法对于改善患肢运动技能、修复周围神经损伤、缓解疼痛具有显著的疗效。
研究表明，持续的被动康复训练不能对患者的运功功能恢复起到很好的作用，患者在康复训练中的积极参与和主动努力被认为是促进治疗效果的重要因素之一。传统的镜像康复训练多采用健侧主导患侧模式，使用采集到的健侧信息控制患侧运动，使其产生镜像从属运动，只考虑了健侧的主动意图没有考虑患侧的主动意图，而基于患侧主动意图的镜像训练有助于改善患侧的康复效果，因此研发一种可以提高患者患侧积极性和主动性的镜像康复训练方法具有迫切的实际意义以及较高的价值。
发明内容
为解决上述问题，本发明公开了一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，由内环自适应阻抗控制和外环镜像控制组成闭合的双环，能够在传统阻抗控制的基础上，根据训练对象健侧运动意图识别实现患侧的运动控制，并可根据患肢的运动状态自适应地调节康复训练控制参数，从而提高患者的积极性和主动性，达到更好的康复训练效果。
为达到上述目的，本发明的技术方案如下：
一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，包括内环自适应阻抗控制模块和外环镜像控制模块。
(一)外环镜像控制模块工作原理如下：
外环镜像控制模块采用视觉等方法分别识别患侧和健侧的位置，再通过镜像位置解算器解算出患侧的期望位置，公式为：
Figure BDA0002897398470000021
其中，xd和yd为镜像位置解算器解算出的患侧期望位置坐标，xr和yr为健侧的实际位置，αx为x方向的镜像解算系数，αy为y方向的镜像解算系数。一般αx和αy的取值范围为{-1，1}。
(二)内环自适应阻抗控制模块的工作原理如下：
内环自适应阻抗模块的输入量为位置偏差，经过阻抗控制器解算为电机的力/力矩输出。自适应控制器的输入量为患肢运动过程中的状态信息，其输出量反馈到阻抗控制器，以优化阻抗控制器的参数。
阻抗控制器将位置偏差转化为力/力矩输出，公式为：
Figure BDA0002897398470000022
其中，
Figure BDA0002897398470000023
和
Figure BDA0002897398470000024
分别为x，y方向的期望力/力矩，Kp、Kd和Kc为阻抗控制器的控制系数，x和y为患侧的实际位置坐标，η为位置系数，恒为正数，
Figure BDA0002897398470000025
和
Figure BDA0002897398470000026
分别为患肢主动施加力在x、y和z方向的分力，
Figure BDA0002897398470000027
和
Figure BDA0002897398470000028
分别为健侧主动施加力在x、y和z方向的分力，t为t时刻，σ为患侧力平滑度与健侧力平滑度的比值。
驱动控制器的输出力/力矩为阻抗控制器的理论输出力/力矩与患肢主动施加力/力矩的差值，公式为：
Figure BDA0002897398470000029
其中，
Figure BDA00028973984700000210
和
Figure BDA00028973984700000211
分别为驱动器x和y方向实际输出力/力矩，
Figure BDA00028973984700000212
和
Figure BDA00028973984700000213
分别为自适应阻抗模块在x和y方向的输出力/力矩，β为自适应阻抗系数，
Figure BDA00028973984700000214
和
Figure BDA00028973984700000215
分别为患肢主动施加力在x和y方向的分力。
β为自适应阻抗系数，主要用来调整驱动器对患肢辅助力的大小。β越小，驱动器对患肢的辅助力越大；β越大，驱动器对患肢的辅助力越小。根据患肢的运动表现动态调整β的大小，从而调整驱动器对患肢的辅助力大小，以避免因为驱动器的过分辅助而使得患肢产生惰性的情况。β主要由以下三个参数共同决定：
1)患肢主动施加力的平滑度，公式为：
Figure BDA0002897398470000031
其中，FS(t)为t时刻患肢主动施加力的平滑度，t为时刻t。
2)患肢主动施加力与阻抗控制器理论输出力的偏差度，公式为：
Figure BDA0002897398470000032
其中，FO(t)为t时刻患肢主动施加力与阻抗控制器理论输出力的偏差度，Π为弧度表示的180度。
3)驱动器输出力的辅助程度，公式为：
Figure BDA0002897398470000033
其中，ψFa(t)为t时刻驱动器输出力的辅助程度，
Figure BDA0002897398470000034
和
Figure BDA0002897398470000035
分别为驱动器在x和y方向的最大输出力/力矩。
β最终由以上三个参数共同决定，公式为：
Figure BDA0002897398470000036
其中，λ为患肢主动施加力平滑度的加权因子，μ为患肢主动施加力与阻抗控制器理论输出力的偏差度的加权因子。
同时患侧和健侧的位置信息作为外环镜像控制模块的输入量输入到外环，形成闭合的双环。
本发明的有益效果是：
1.本发明的镜像康复训练方法根据训练对象健侧运动意图识别实现患侧的运动控制，并可根据患肢的运动状态自适应地调节康复训练控制参数，对于患者健侧以及患侧均充分利用了其主动意图，在患者主动意图的基础上使用机器进行辅助训练，并引导患者持续主动积极地进行训练，充分地发挥了患者的主动性和积极性，有利于提高患者运动能力和康复效率。
2.本发明的镜像康复训练方法使用六维力传感器采集患肢的力信号，比一般力无传感器力估算方法更可靠，可以实时准确地读取患肢的力信息。
3.本发明采用自适应阻抗控制方法，通过驱动器输出力来辅助患侧进行镜像训练，可以适应不同康复阶段的患者，达到更好的训练效果。同时可以根据患肢运动状态来调节辅助力的大小，从而避免患肢产生惰性而没有完全发挥主动性的情况。
4.本发明采用的自适应阻抗控制根据患肢的力信息以及驱动器的输出力信息来判断患肢运动状态从而自适应调节辅助力的大小，与传统的根据患肢的运动轨迹误差来判断患肢运动状态相比，患肢的输出力信息更直接的反应了患肢的运动能力和运动状态。
附图说明
图1是本发明的基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法的系统结构图。
具体实施方式
下面结合附图和具体实施方式，进一步阐明本发明，应理解下述具体实施方式仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。
如图1所示，本发明的一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，包括自适应模块1、内环自适应阻抗控制模块2以及外环镜像控制模块3。
具体实施方式如下：首先在外环镜像模块3中，采用视觉等方法分别识别患侧和健侧的位置，再通过镜像位置解算器解算出患侧的期望位置，公式为:
Figure BDA0002897398470000041
其中，xd和yd为镜像位置解算器解算出的患侧期望位置坐标，xr和yr为健侧的实际位置，αx为x方向的镜像解算系数，αy为y方向的镜像解算系数。一般αx和αy的取值范围为{-1，1}。
然后外环镜像控制模块3的输出量为患侧实际位置与患侧期望位置的位置偏差x-xd和y-yd，作为内环自适应阻抗模块2的输入量。阻抗控制器将位置偏差转化为力/力矩输出，六维力传感器测量出患肢主动施加力/力矩，驱动控制器的输出力/力矩为阻抗控制器的理论输出力/力矩与患肢主动施加力/力矩的差值，患肢运动过程中的状态信息作为自适应模块1的输入量，自适应模块的输出力/力矩作为反馈回路反馈到阻抗控制器，以优化阻抗控制器的参数。同时患侧和健侧的位置信息作为外环镜像控制模块3的输入量输入到外环，形成闭合的双环。
其中，阻抗控制器将位置偏差转化为力/力矩输出，公式为：
Figure BDA0002897398470000051
其中，
Figure BDA0002897398470000052
和
Figure BDA0002897398470000053
分别为x，y方向的期望力/力矩，Kp、Kd和Kc为阻抗控制器的控制系数，x和y为患侧的实际位置坐标，η为位置系数，恒为正数，
Figure BDA0002897398470000054
和
Figure BDA0002897398470000055
分别为患肢主动施加力在x、y和z方向的分力，
Figure BDA0002897398470000056
和
Figure BDA0002897398470000057
分别为健侧主动施加力在x、y和z方向的分力，t为t时刻，σ为患侧力平滑度与健侧力平滑度的比值。
其中，驱动控制器的输出力/力矩为阻抗控制器的理论输出力/力矩与患肢主动施加力/力矩的差值，公式为：
Figure BDA0002897398470000058
其中，
Figure BDA0002897398470000059
和
Figure BDA00028973984700000510
分别为驱动器x和y方向实际输出力/力矩，
Figure BDA00028973984700000511
和
Figure BDA00028973984700000512
分别为自适应阻抗模块在x和y方向的输出力/力矩，β为自适应阻抗系数，
Figure BDA00028973984700000513
和
Figure BDA00028973984700000514
分别为患肢主动施加力在x和y方向的分力。
其中，β为自适应阻抗系数，主要用来调整驱动器对患肢辅助力的大小。β越小，驱动器对患肢的辅助力越大；β越大，驱动器对患肢的辅助力越小。根据患肢的运动表现动态调整β的大小，从而调整驱动器对患肢的辅助力大小，以避免因为驱动器的过分辅助而使得患肢产生惰性的情况。β主要由以下三个参数共同决定：
1)患肢主动施加力的平滑度；
2)患肢主动施加力与阻抗控制器理论输出力的偏差度；
3)驱动器输出力的辅助程度。

Claims (4)

1.一种基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，其特征在于：由内环控制模块和外环镜像模块组成闭合双环；外环镜像模块输入量为患侧和健侧的位置，输出量为患侧实际位置与患侧期望位置的位置偏差。内环控制模块采用自适应阻抗控制，输入量为位置偏差，经过阻抗控制器解算为电机的力/力矩输出；自适应控制器的输入量为患肢运动过程中的状态信息，其输出量反馈到阻抗控制器，以优化阻抗控制器的参数。
2.根据权利要求1所述的基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，其特征在于：所述外环镜像控制模块采用视觉方法分别识别患侧和健侧的位置，再通过镜像位置解算器解算出患侧的期望位置，公式为：
Figure FDA0002897398460000011
其中，xd和yd为镜像位置解算器解算出的患侧期望位置坐标，xr和yr为健侧的实际位置，αx为x方向的镜像解算系数，αy为y方向的镜像解算系数，αx和αy的取值范围为{-1，1}。
3.根据权利要求1所述的基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，其特征在于：所述内环自适应阻抗模块的输入量为位置偏差，经过阻抗控制器解算为电机的力/力矩输出，公式为：
Figure FDA0002897398460000012
其中，
Figure FDA0002897398460000013
和
Figure FDA0002897398460000014
分别为x，y方向的期望力/力矩，Kp、Kd和Kc为阻抗控制器的控制系数，x和y为患侧的实际位置坐标，η为位置系数，恒为正数，
Figure FDA0002897398460000015
和
Figure FDA0002897398460000016
分别为患肢主动施加力在x、y和z方向的分力，
Figure FDA0002897398460000017
和
Figure FDA0002897398460000018
分别为健侧主动施加力在x、y和z方向的分力，t为t时刻，σ为患侧力平滑度与健侧力平滑度的比值；
驱动控制器的输出力/力矩为阻抗控制器的理论输出力/力矩与患肢主动施加力/力矩的差值，公式为：
Figure FDA0002897398460000021
其中，
Figure FDA0002897398460000022
和
Figure FDA0002897398460000023
分别为驱动器x和y方向实际输出力/力矩，
Figure FDA0002897398460000024
和
Figure FDA0002897398460000025
分别为自适应阻抗模块在x和y方向的输出力/力矩，β为自适应阻抗系数。
4.根据权利要求1所述的基于自适应阻抗控制的镜像康复训练方法，其特征在于：自适应控制器的输入量为患肢运动过程中的状态信息，其输出量反馈到阻抗控制器，以优化阻抗控制器的参数；β为自适应阻抗系数，根据患肢的运动表现动态调整β的大小，从而调整驱动器对患肢的辅助力大小，以避免患肢产生惰性。β主要由以下三个参数共同决定：
1)患肢主动施加力的平滑度；
2)患肢主动施加力与阻抗控制器理论输出力的偏差度；
3)驱动器输出力的辅助程度。
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