CN118159239A - 关节驱动组件和多关节同步训练器 - Google Patents

Abstract

一种关节驱动组件(100、200、300、400)及多关节同步训练器(500)，关节驱动组件(100、200、300、400)包含可围绕一轴线旋转的主动元件和与主动元件相关联的从动元件，从动元件随着主动元件的旋转而沿着预定轨迹(140)在第一位置(C1)和第二位置(C3)之间进行往复运动，其中主动元件每旋转一周，从动元件在第一位置(C1)和第二位置(C3)之间进行一次往复运动，并且预定轨迹(140)是曲线。

Description

关节驱动组件和多关节同步训练器 技术领域

本文涉及一种驱动组件和康复训练器，具体而言，本文涉及一种关节驱动组件和具有该关节驱动组件的多关节同步训练器。

背景技术

肢体残疾人数量增多，老年人占比较大。根据第二次全国残疾人抽样调查结果显示全国目前肢体残疾患者约为2400多万，并且以每年数以百万计的数量递增。随着我国人口老龄化程度不断加剧，且脑血管疾病导致的肢体残疾人也越来越多。

调查还显示越来越多的肢体残疾人对医疗救助、扶持、康复服务的需求也越来越大，目前我国的康复技术手段仍以传统康复器械辅以康复师一对一康复治疗，这就需要大量的康复技师投身其入其中。

有的家庭因为经济问题而错过最佳的康复时间，经临床研究表明，多数偏瘫患者使用康复训练器械进行康复训练是可以部分或全部地恢复肢体运动功能的。

目前国内已经有许多科研机构和公司开始投入康复器械的研制，但智能化的设备研制费用高昂，普通患者家庭很难承担如此高昂的费用，同时相对于传统的肢体功能障碍康复治疗主要靠治疗师一对一徒手训练来说其训练强度，持续性，治疗效果也无法得至有效保证。此外，现有设备大多采用单关节驱动，即每个关节拥有一套独立的驱动机构，势必造成驱动机构复杂，成本高等问题。同时由于多关节单独驱动，容易出现累计误差，需要采用相应复杂的控制程序来消除。

因此需要研制一款低成本的肢体康复训练设备，其驱动机构、传动机构简单，并同时保证多关节联动，消除累计误差。

发明内容

本文的目的在于提供一种低成本的肢体康复训练设备，其无需具备电动装 置和相应的复杂控制程序，而仅仅通过简单操作即可向肢体功能障碍患者提供一对一的康复训练。

为了实现上述目的，根据本文的一个方面，提供了一种关节驱动组件，包含：主动元件，所述主动元件围绕一轴线是可旋转的；和从动元件，所述从动元件与所述主动元件相关联，使得所述从动元件随着所述主动元件的旋转而沿着预定轨迹在第一位置和第二位置之间进行往复运动，其中所述主动元件每旋转一周，所述从动元件在所述第一位置和所述第二位置之间进行一次往复运动，并且所述预定轨迹是曲线。

在上述关节驱动组件中，可选地，进一步包含连杆，所述连杆连接所述从动元件和被驱动元件，其中所述被驱动元件穿戴在人的肢体上，使得所述从动元件的所述往复运动驱动所述被驱动元件，使得所述被驱动元件以与所述肢体对应的关节为轴在一角度范围内摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述被驱动元件是穿戴在人的大腿处的大腿支架，所述关节是髋关节；或者所述被驱动元件是穿戴在人的上臂处的上臂支架，所述关节是肩关节。

在上述关节驱动组件中，可选地，当所述被驱动元件是大腿支架时，所述摆动符合人的正常行走步态时的大腿摆动，或者当所述被驱动元件是上臂支架时，所述摆动符合人的正常行走步态时的上臂摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，进一步包含另一从动元件，所述另一从动元件与所述主动元件或与围绕一轴线旋转的另一所述主动元件相关联，使得所述另一从动元件随着所述主动元件或所述另一主动元件的旋转而沿着不同于所述预定轨迹的另一预定轨迹在第三位置和第四位置之间进行另一往复运动，所述主动元件或所述另一主动元件每旋转一周，所述另一从动元件在所述第三位置和所述第四位置之间进行一次往复运动，其中所述另一往复运动在各个时刻的速度不同于所述往复运动在相应时刻的速度，且所述另一往复运动的相位不同于所述往复运动的相位，并且所述另一预定轨迹是曲线。

在上述关节驱动组件中，可选地，进一步包含另一连杆，所述另一连杆连接所述另一从动元件和另一被驱动元件，其中所述另一被驱动元件穿戴在人的不同于所述肢体的另一肢体上，使得所述另一从动元件的往复运动驱动所述另一被驱动元件，使得所述另一被驱动元件以与所述另一肢体对应的另一关节为 轴在一角度范围内进行另一摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述另一被驱动元件是穿戴在人的小腿处的小腿支架，所述另一关节是膝关节，所述另一摆动符合人的正常行走步态时的小腿摆动；或者所述另一被驱动元件是穿戴在人的小臂处的小臂支架，所述关节是肘关节，所述另一摆动符合人的正常行走步态时的小臂摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述主动元件的第一侧面布置有凸轮形状的槽，所述从动元件是设置在所述槽中的从动滚轮，所述槽的轮廓被构造为使所述圆形主体的旋转运动驱动所述从动滚轮进行所述往复运动，所述第一位置是当所述从动滚轮距离所述主动元件的旋转轴最近时，所述从动滚轮在所述预定轨迹上的位置，并且所述第二位置是当所述从动滚轮距离所述主动元件的旋转轴最远时，所述从动滚轮在所述预定轨迹上的位置。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述主动元件是主动非圆齿轮，所述从动元件是与所述主动非圆齿轮传动啮合的从动非圆齿轮，所述主动非圆齿轮和所述从动非圆齿轮具有相同的齿数和固定的中心距，所述主动非圆齿轮和所述从动非圆齿轮的节线经构造使得所述主动非圆齿轮的旋转驱动设置在所述从动非圆齿轮上的第一侧面上的随动部件进行所述往复运动，所述第一位置是所述随动部件最接近所述主动非圆齿轮的旋转轴心时，所述随动部件在所述预定轨迹上的位置，并且所述第二位置是所述随动部件最远离所述主动非圆齿轮的旋转轴心是，所述随动部件在所述预定轨迹上的位置。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述主动部件为曲柄，所述曲柄围绕其一端是可旋转的，所述从动部件为摇杆，所述摇杆通过连杆与所述曲柄的另一端连接以构成曲柄摇杆机构，所述曲柄摇杆机构被构造为使得所述曲柄的旋转驱动所述摇杆进行所述往复运动。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述摇杆穿戴在人的肢体上，使得所述摇杆的往复运动驱动所述肢体以与所述肢体对应的关节为轴在一角度范围内摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述肢体是人的大腿，所述关节是髋关节，所述摆动符合人的正常行走步态时的大腿摆动，或者所述肢体是人的上臂，所述关节是肩关节，所述摆动符合人的正常行走步态时的上臂摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，进一步包括另一摇杆，所述另一摇杆通 过另一连杆连接至所述曲柄的所述另一端，其中所述另一连杆的长度不同于所述连杆的长度，使得所述曲柄的旋转驱动所述另一摇杆进行另一往复运动，并且所述另一往复运动在各个时刻的速度不同于所述往复运动在相应时刻的速度，且所述另一往复运动的相位不同于所述往复运动的相位。

在上述关节驱动组件中，可选地，所述另一摇杆穿戴在人的另一肢体上，使得所述摇杆的往复运动驱动所述另一肢体以与所述另一肢体对应的另一关节为轴在一角度范围内另一摆动。

在上述关节驱动组件中，可选地，当所述肢体是人的大腿时，所述另一肢体是人的小腿，所述另一关节是膝关节，所述另一摆动符合人的正常行走步态时的小腿摆动；或者当所述肢体是人的上臂时，所述另一肢体是人的小臂，所述另一关节是肘关节，所述另一摆动符合人的正常行走步态时的小臂摆动。

根据本文的另一方面，提供了一种用于多关节同步训练器，包括根据本文的任何实施方式的关节驱动组件，和驱动机构，用于驱动所述关节驱动组件的主动元件的旋转。

在上述多关节同步训练器中，可选地，所述驱动机构包括可旋转的车轮组件；传动组件，与所述车轮组件传动连接；和驱动组件，与所述传动组件传动连接，所述驱动组件用于驱动所述关节驱动组件的主动元件的旋转。

附图说明

因此，为了能够详细理解本文描述的上述特征，可以参考实施方式获得以上简要概述的内容的更具体描述。附图涉及本文的实施方式，并且描述如下：

图1示出了根据本文的一个实施方式的关节驱动组件的立体示意图。

图2A-图2D示出了图1的关节驱动组件的旋转体驱动滚轮运动的简要示意图。

图3示出了具有腿部框架的图1的关节驱动组件的侧视图。

图4示出了具有腿部框架的图1的关节驱动组件的另一侧面的侧视图。

图5示出了滚轮在凹槽中的受力分析。

图6示出了根据本文的另一实施方式的关节驱动组件的侧视图。

图7A至图7B示出了根据本文的另一实施方式的关节驱动组件的非圆齿轮副驱动随动部件运动的简要示意图。

图8示出了根据本文的另一实施方式的关节驱动组件的侧视图。

图9示出了根据本文的另一实施方式的多关节同步训练器的侧视图。

具体实施方式

在将详细参考本公开的各种实施方式，所述实施方式的一个或多个示例在附图中示出。在以下附图描述中，相同的附图标记表示相同的部件。在下文中，仅描述了关于各个实施方式的差异。各个示例通过对本公开的解释来提供，并且不意味着对本公开的限制。此外，被作为一个实施方式的一部分而被示出或描述的特征可以在其他实施方式上使用或与其他实施方式结合使用，以产生另一实施方式。本说明书旨在包括此类修改和变化。

本文旨在提供一种低成本的肢体康复训练设备，其无需具备电动装置和相应的复杂控制程序，而仅仅通过简单操作即可向肢体功能障碍患者提供一对一的康复训练。对于肢体康复训练设备，最重要的是使患者的存在运动障碍的肢体(例如人的下肢或上肢)以特定的运动方式(例如，正常人的行走姿势或摆臂姿势)进行被动运动。通常，使患者的肢体被动运动的关节驱动组件具有由受控制电路控制的驱动马达，该驱动马达驱动其上固定有患者的肢体的支架沿着控制电路所指定的轨迹并以控制电路所指定的速度进行运动，从而实现肢体康复训练的目的。然而，这种传动的关节驱动组件必然涉及复杂的控制程序，并且运动轨迹和运动速度的设计是具有挑战的。

因此，本文的实施方式主要涉及的关节驱动组件旨在以更加简单且紧凑的结构实现肢体康复训练，而无需复杂的控制程序，从而可以大大降低成本。

根据本文的实施方式的关节驱动组件包含主动元件，所述主动元件围绕一轴线是可旋转的；和从动元件，所述从动元件与所述主动元件相关联，使得所述从动元件随着所述主动元件的旋转而沿着预定轨迹在第一位置和第二位置之间进行变速往复运动，其中所述主动元件每旋转一周，所述从动元件在所述第一位置和所述第二位置之间进行一次往复运动，并且所述预定轨迹是曲线。此外，从动元件通过诸如连杆的连接机构连接至需要被驱动的患者的肢体(例如，诸如大腿和小腿的下肢和诸如上臂和小臂的下肢)，使得从动元件的这种特定的往复运动能够驱动患者的肢体进行有规律的摆动(例如模仿正常人的步态或摆臂的姿态)，以实现患者肢体的康复训练。因此，通过具体设计主动元 件和被动元件的特定关联方式，即便在没有复杂控制程序的情况下，也能由主动元件的简单旋转运动带动患者的肢体进行有规律的摆动。

下文将结合附图详细描述主动元件和被动元件的几种特定关联方式。

实施例1

图1示出了根据本文的一个实施方式的关节驱动组件100的立体示意图。关节驱动组件100包括旋转体110和滚轮120。旋转体110可以被构造为圆盘状的主体，其沿着垂直于圆盘状主体的表面穿过圆盘状主体的圆心的轴线是可旋转的，然而，旋转体110也可以被构造为例如椭圆的其他形状，并且其旋转轴线也可取决于旋转体110的具体形状而改变，本文不以此为限。在旋转体的一侧的表面上形成有凸轮状的凹槽130，滚轮12设置于凹槽130内并且与凹槽槽130的侧壁接触，使得当旋转体110旋转时，滚轮120可以在凹槽130内沿着槽的侧壁滚动。在该实施方式中，凸轮状的凹槽130的轮廓被构造为将旋转体110的旋转运动转换为位于凹槽130内的滚轮120在特定轨迹上的变速往复运动。

参见图2A-2D，示出了根据本文实施方式的关节驱动组件100的旋转体110驱动滚轮120运动的简要示意图。

如图2A所示，关节驱动组件100具有旋转体110，其可以圆心O为轴旋转，优选为匀速旋转。在旋转体110的一侧的表面上形成有凹槽130，例如，凹槽130可相对于圆心O偏心设置。凹槽130的凸轮形状的轮廓为非圆形的封闭曲线，并且在凹槽130轮廓的位置A处，其距离圆心O的距离最近，因此可称为近心位置A，在凹槽130轮廓的位置B处，其距离圆心O的距离最远，因此可称为远心位置B。滚轮120设置在凹槽130中，并且滚轮120受到限位机构(未图示)而大致在轨迹140上是可往复运动的。

例如，以图2A中滚轮120位于轨迹140上的位置作为T0时刻的起始位置C1。如图2A所示，在位置C1处，旋转体110旋转到使得其上的凹槽130的近心位置A恰好位于轨迹140上，从而凹槽130中的滚轮120位于凸轮轮廓的近心位置A。

接着，沿着图2A所示的箭头的方向逆时针转动旋转体110，使得旋转体110被转动到图2B的状态。如图2B所示，在T1时刻，随着旋转体110的转动，位于凸轮轮廓的近心位置A和远心位置B之间的某一位置旋转到与轨迹 140重合。此时，凹槽130的侧壁迫使滚轮120在轨迹140上沿着轨迹140(例如，大致向左)从图2A中的位置C1移动到图2B中的轨迹140上的位置C2。

接着，继续沿着图2B所示的箭头的方向逆时针转动旋转体110，使得旋转体110被转动到图2C的状态。如图2C所示，在T2时刻，随着旋转体110的转动，凸轮轮廓的远心位置B旋转到与轨迹140重合。此时，位于凹槽130的侧壁迫使滚轮120在轨迹140上沿着轨迹140(例如，大致向左)从图2B中的位置C2移动到图2C中的位置C3。其中，在位置C3处，滚轮120恰好位于凸轮轮廓的远心位置B。

接着，继续沿着图2C所示的箭头的方向逆时针转动旋转体110，使得旋转体110被转动到图2D的状态。如图2D所示，在T3时刻，随着旋转体110的转动，位于凸轮轮廓的近心位置A和远心位置B之间的某一位置旋转到与轨迹140重合。此时，凹槽130的侧壁迫使滚轮120在轨迹140上沿着轨迹140以与图2A和2B相反的方向(例如，大致向右)从图2C中的位置C3反向移动到图2D中的轨迹140上的位置C4。

接着，若继续沿着图2D所示的箭头的方向逆时针转动旋转体110，则会回到图2A所示的状态。即，凹槽130的近心位置A恰好位于轨迹140上。此时，位于凹槽130的侧壁迫使滚轮120在轨迹140上沿着轨迹140继续反向(例如，大致向右)上从图2D中的位置C4移动返回到图2A中的位置C1。此时，旋转体110正好旋转一圈。

可以看出，在旋转体110旋转一圈的期间，滚轮120在轨迹140上进行往复运动。如图2A-2D所示，在旋转体110旋转一圈的期间，滚轮120沿着轨迹140在T0时刻的起始位置C1向左移动到T1时刻的位置C2，接着继续向左移动到T2时刻的位置C3，接着以相反的方向向右移动到位置C4，最后继续以相反的方向向右返回到位置C1。因此，旋转体110旋转一圈的期间，滚轮120经历位置C1→位置C2→位置C3→位置C4→位置C1的往复运动。其中位置C1和C3对应于该往复运动的折返点，其中位置C1对应于凸轮轮廓的近心位置A旋转到与轨迹140重合时上的位置，而位置C3对应于凸轮轮廓的远心位置B旋转到与轨迹140重合时的位置。因此，在旋转体110旋转一圈的期间，滚轮120在位置C1和C3之间进行一次往复运动。同时，非圆形的封闭曲线的凸轮轮廓也导致了在旋转体110旋转期间，滚轮120在轨迹140上 移动的瞬时速度根据凸轮轮廓的变化而发生变化。也就是说，在旋转体110旋转期间，滚轮120在位置C1和C3之间进行往复运动，特别是变速度的往复运动。

进一步参照图3，图3示出了具有连杆和腿部支架的关节驱动组件100的侧视图。如图3所示，除了参照图1所描述的旋转体110、滚轮120和凹槽130，关节驱动组件100进一步包含腿部支架150和连杆160。在该实施方式中，腿部支架150具有大腿支架151和小腿支架152，当患者使用关节驱动组件100时，患者将其大腿固定至大腿支架151上，并且将其小腿固定至小腿支架152上。大腿支架在其一端部153处被可旋转地固定，端部153对应于患者髋关节的位置，因此，当大腿支架151围绕其端部153旋转时，其可带动患者的大腿围绕髋关节来回摆动。小腿支架152在大腿支架的另一端部154处可旋转地固定至大腿支架，端部154对应于患者的膝关节的位置，因此，当小腿支架152围绕端部154旋转时，其可带动患者的小腿围绕膝关节来回摆动。

连杆160的一端161连接至滚轮120，并且连杆的另一端162连接至腿部支架150。具体而言，连杆的另一端162可在邻近大腿支架的端部153的位置处连接至大腿支架151。如上文参考图2A-图2D所讨论的，设置在凹槽130中的滚轮120随着旋转体110的旋转而在预定轨迹140上来回做变速往复运动，因此，进行变速往复运动的滚轮120将经由连杆160带动大腿支架151绕着端部153在一定的角度范围内进行摆动，特别是变速摆动。从而固定在大腿支架151上的患者的大腿则可围绕其髋关节在相同的角度范围内进行摆动。其中滚轮120的往复运动的两个折返位置对应于患者的大腿摆动的两个边界角度。

在该实施方式中，凹槽130的特定轮廓使得由滚轮120的往复运动所带动的患者的大腿的摆动符合人正常行走步态时的大腿摆动。即，滚轮120的一次往复运动所驱动的大腿支架151的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时大腿相对于髋部的摆动，从而固定在大腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时大腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

图4示出了具有连杆和腿部支架的关节驱动组件100的另一侧面的侧视图，即，图3和图4分别示出了关节驱动组件100的两个侧面的侧视图。在可以与该实施方式结合的另外一些实施方式中，在与旋转体110的设置有凹槽130的 侧面相反的另一侧面上进一步设置有另一个凹槽130’，并且关节驱动组件100进一步包含另一个滚轮120’，滚轮120’设置在凹槽130’中。与凹槽130类似，凹槽130’同样具有凸轮的形状，然而，凹槽130’的轮廓不同于凹槽130轮廓。凸轮状的凹槽130’的轮廓被构造为将旋转体110的旋转运动转换为位于凹槽130’内的滚轮120’在另一特定轨迹上的变速往复运动。由于凹槽130’的轮廓不同于凹槽130轮廓，因此滚轮120’的变速往复运动也同样不同于滚轮120的变速往复运动。

关节驱动组件100进一步连杆170，连杆170用于将滚轮120’与小腿支架152相连。具体而言，连杆170的一端171连接至滚轮120’，而另一端172经由杆件181和182连接至腿支架152。杆件182为L形的杆件，其中杆件182的角部185可旋转地连接至大腿杆的端部153处，连杆170的端部172连接至杆件182的一端183，并且杆件182的另一端184连接至杆件181的一端186，而杆件181的另一端187连接至小腿杆182的邻近端部154的位置处。因此，进行变速往复运动的滚轮120’将经由连杆170并通过杆件181和182的传动带动小腿支架152绕着端部154在一定的角度范围内进行摆动，特别是变速摆动。从而固定在小腿支架151上的患者的小腿则可围绕其膝关节在相同的角度范围内进行摆动。其中滚轮120’的往复运动的两个折返位置对应于患者的小腿摆动的两个边界角度。

凹槽130’的特定轮廓使得由滚轮120’的往复运动所带动的患者的小腿的摆动符合人正常行走步态时的小腿摆动。即，滚轮120’的一次往复运动所驱动的小腿支架152的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时小腿相对于膝关节的摆动，从而固定在小腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时小腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

如上文讨论的，凹槽130’的轮廓不同于凹槽130轮廓，使得滚轮120’的变速往复运动不同于滚轮120的变速往复运动，并且滚轮120’的变速往复运动的相位不同于滚轮120的变速往复运动的相位。即，当滚轮120处于其相应往复运动的折返位置时，滚轮120’并非位于其相应往复运动的折返位置。然而，滚轮120’的变速往复运动的周期和滚轮120的变速往复运动的周期一致。

基于上述设计，使得旋转体每旋转一周，两侧的滚轮120和120’分别带动大腿和小腿做出相应动作，实现联动。同时，由于滚轮120和120’设置在同一 个旋转体110上，通过相应的相位关系和相应的凹槽轮廓，可以实现仅通过一个旋转体110的旋转带动大腿和小腿围绕相应的髋关节和膝关节的联动摆动，简化了驱动及传动装置，消除联动中出现的累计误差。

虽然结合图4描述了在旋转体110的另一侧面设置凹槽130’的情况，但是也可以另外提供设置有凹槽的另一旋转体来实现小腿的摆动。此外，虽然上文描述的是使用具有腿部支架的关节驱动组件实现患者下肢的摆动，但是应理解，本文所讨论的关节驱动组件同样可以和用于固定患者上肢的手臂支架组合使用，以实现患者上臂和小臂以符合人正常行走步态下手臂摆动的方式进行摆动。例如，图3示出的滚轮120可经由连杆连接至上臂支架而非大腿支架，以使患者的上臂的摆动符合人正常行走步态时的上臂摆动，并且图4示出的滚轮120’可经由连杆连接至小臂支架而非小腿支架，以使患者的小臂的摆动符合人正常行走步态时的小臂摆动。

如上文针对图2A至图2D所描述的，滚轮120大致在轨迹140上是往复运动。轨迹140优选是曲线(例如图2A至图2D所示出的弧线)，而非直线。

参照图5，图5示出了滚轮在凸轮形状的凹槽中的受力分析。压力角是衡量本文的关节驱动组件的传力特性的一个重要参数。压力角是指在不计摩擦的情况下，凸轮形状的凹槽对设置在其中的滚轮作用力的方向线与滚轮上力作用点的速度方向之间的所夹的锐角。如果滚轮沿着直线(例如水平线)进行往复运动，穿过滚轮中心所作的理论廓线的法线与滚轮的运动方向线之间的夹角就是压力角。

如图5所示，凸轮状的凹槽对滚轮的作用力F可以分解成两个分力，即沿着滚轮运动方向的分力F ₁和垂直于运动方向的分力F ₂，只有前者是推动滚轮克服载荷的有效分力，而后者将增大滚轮与导路间的滑动摩擦，它是有害分力。压力角越大，有害分力越大，当压力角增大到某一数值时，有害分力所引起的摩擦阻力将大于有效分力，这时无论凸轮状的凹槽的壁给从动件的作用力有多大，都不能推动从滚轮运动，即，这种情况下关节驱动组件将发生自锁。因此，从减小推力，避免自锁，使机构具有良好的受力状况来看，压力角应越小越好。

此外，实际设计时，除了应使整个关节驱动组件具有良好的受力情况外，还希望关节驱动组件更加紧凑。而凸轮状的凹槽的大小取决于凸轮形状的基圆半径的大小。要获得轻便紧凑的关节驱动组件，就应当该基圆半径尽可能小。 但是基圆半径的大小和关节驱动组件中的滚轮的压力角有直接关系。在其他条件不变的情况下，压力角越大，基圆半径越小。因此，具有直线轨迹的关节驱动组件的设计受到压力角的制约因素较大，这不利于滚轮的轨迹多样化。

而当滚轮进行往复运动的轨迹不是直线而是曲线时，压力角随着轨迹的变化而变化，可以通过对滚轮的轨迹的设计，使滚轮作用力的方向线尽量贴近轨迹方向，从而使压力角保持在较小的水平上。同时，将滚轮在水平直线轨迹上的滑动摩擦变成曲线(例如弧线)的滚动摩擦，减小有害分力F ₂产生的摩擦力，对整个关节驱动组件的受力情况也有较大改善。

实施例2

图6示出了根据本文的一个实施方式的关节驱动组件200的立体示意图。关节驱动组件200包括圆柱体的旋转体210和滚轮220。圆柱体的旋转体210围绕圆柱体的中心轴是可旋转的。旋转体210的外周面上形成有凹槽230，滚轮220设置在凹槽230中。凹槽230的轮廓如下设置，沿着旋转体210的圆周方向、并在旋转体210的不同的轴向位置处在旋转体210的外周面上开槽，以获得围绕旋转体210的外周面的凹槽230。例如，如图5所示，在旋转体210的上部的开槽位置231靠近旋转体210的端部211，而在旋转体210的下部的开槽位置232远离旋转体210的端部211。因此，随着旋转体210绕其轴线旋转，设置在凹槽230中的滚轮在限位机构(未图示)的限位下沿着预定轨迹在最靠近旋转体210的端部211的一个折返位置和最远离旋转体210的端部211的另一个折返位置之间进行往复运动，特别是变速往复运动。

类似与上文描述的关节驱动组件100，关节驱动组件200的滚轮220同样经由连杆260连接至大腿支架251，使得滚轮220的往复运动带动大腿支架251在一定角度范围内围绕端部253摆动，特别是变速摆动，从而固定在大腿支架251上的患者的大腿则可围绕其髋关节在相同的角度范围内进行摆动。其中滚轮220的往复运动的两个折返位置对应于患者的大腿摆动的两个边界角度。

凹槽230的特定轮廓使得由滚轮220的往复运动所带动的患者的大腿的摆动符合人正常行走步态时的大腿摆动。即，滚轮220的一次往复运动所驱动的大腿支架251的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时大腿相对于髋部的摆动，从而固定在大腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时大腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

在可以与该实施方式结合的另外一些实施方式中，旋转体210的外周面上还可进一步设置有凹槽230’。凹槽230’的设置方式与凹槽230类似，但凹槽230’的轮廓与凹槽230的轮廓不同。关节驱动组件200进一步具有设置装载凹槽230’中的另一滚轮(未图示)。凹槽230’的轮廓被构造为将旋转体210的旋转运动转换为位于凹槽230’内的另一滚轮在另一特定轨迹上的变速往复运动。由于凹槽230’的轮廓不同于凹槽230轮廓，因此另一滚轮的变速往复运动也同样不同于滚轮220的变速往复运动。

类似与上文描述的关节驱动组件100，关节驱动组件200的另一滚轮同样经由连杆270以及可选的经由杆件281、282连接至小腿支架252。因此，进行变速往复运动的另一滚轮将经由连杆270并通过杆件281和282的传动带动小腿支架252绕着端部254在一定的角度范围内进行摆动，特别是变速摆动。从而固定在小腿支架251上的患者的小腿则可围绕其膝关节在相同的角度范围内进行摆动。其中另一滚轮的往复运动的两个折返位置对应于患者的小腿摆动的两个边界角度。

凹槽230’的特定轮廓使得由另一滚轮的往复运动所带动的患者的小腿的摆动符合人正常行走步态时的小腿摆动。即，另一滚轮的一次往复运动所驱动的小腿支架252的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时小腿相对于膝关节的摆动，从而固定在小腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时小腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

如上文讨论的，凹槽230’的轮廓不同于凹槽230轮廓，使得另一滚轮的变速往复运动不同于滚轮220的变速往复运动，此外，另一滚轮的变速往复运动的相位不同于滚轮220的变速往复运动的相位，即，当滚轮220处于其相应往复运动的折返位置时，另一滚轮并非位于其相应往复运动的折返位置。然而，另一滚轮的变速往复运动的周期和滚轮220的变速往复运动的周期一致。

基于上述设计，使得旋转体每旋转一周，旋转体210两侧的滚轮分别带动大腿和小腿做出相应动作，实现联动。同时，由于两个滚轮设置在同一个旋转体210上，通过相应的相位关系和相应的凹槽轮廓，可以实现仅通过一个旋转体210的旋转带动大腿和小腿围绕相应的髋关节和膝关节的联动摆动，简化了驱动及传动装置，消除联动中出现的累计误差。

虽然结合图6描述了在旋转体210上额外设置凹槽230’的情况，但是也可 以另外提供设置有凹槽的另一旋转体来实现小腿的摆动。此外，虽然上文描述的是使用具有腿部支架的关节驱动组件实现患者下肢的摆动，但是应理解，本文所讨论的关节驱动组件同样可以和用于固定患者上肢的手臂支架组合使用，以实现患者上臂和小臂以符合人正常行走步态下手臂摆动的方式进行摆动。

如上文参考图5所讨论的，关节驱动组件200的两个滚轮往复运动的轨迹也同样优选为诸如弧线的曲线。

实施例3

图7A至图7D示出了根据本文另一实施方式的关节驱动组件300。更具体的，图7A至图7D示出的关节驱动组件300不同阶段的运动示意图。

如图7A-7D所示，关节驱动组件300为非圆齿轮副的结构，具有主动非圆齿轮310和与其啮合的从动非圆齿轮320。主动非圆齿轮310驱动从动非圆齿轮320旋转。主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320在外周上形成有齿部，主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320各自齿部的齿数相同，使得主动非圆齿轮310每旋转一圈，从动非圆齿轮320也旋转一圈。在该实施方式中，主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320的旋转轴心330和340从各自的几何中心偏离，并被设计为使得主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320之间的中心距相等，所述中心距指的是从主动非圆齿轮310的旋转轴心330到啮合位置的旋转半径和从从动非圆齿轮320的旋转轴心340到啮合位置的旋转半径之和。从而，具有相同中心距的关节驱动组件300的非圆齿轮副使得主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320旋转到任何位置处时，主动非圆齿轮310和从动非圆齿轮320都保证能够啮合在一起，而不会出现相互分离或相互挤压的情况。从动非圆齿轮320的侧表面上形成有随动部件350。

如图7A所示，以图7A中随动部件350的位置作为T0时刻的起始位置D1。如图7A所示，在位置D1处，随动部件350距离主动非圆齿轮310旋转轴心330之间的距离E1最短，即，在位置D1处，随动部件最靠近主动非圆齿轮310的旋转轴心330。

接着，沿着图7A所示的箭头的方向顺时针转动主从非圆齿轮310，从而从动非圆齿轮320在主动非圆齿轮310的驱动下逆时针旋转，使得关节驱动组件300的非圆齿轮副被转动到图7B的状态。如图7B所示，在T1时刻，随着关节驱动组件300的非圆齿轮副的转动，位于最靠近主动非圆齿轮310的旋转 轴心330位置D1的随动部件350运动到位置D2。在位置D2处，随动部件350距离主动非圆齿轮310旋转轴心330之间的距离E2大于E1，故随着关节驱动组件300的非圆齿轮副从图7A的状态运动到图7B的状态，随动部件350渐渐远离主动非圆齿轮310的旋转轴心330。

接着，继续沿着图7B所示的箭头的方向顺时针转动主从非圆齿轮310，从而从动非圆齿轮320在主动非圆齿轮310的驱动下逆时针旋转，使得关节驱动组件300的非圆齿轮副被转动到图7C的状态。如图7C所示，在T2时刻，随着关节驱动组件300的非圆齿轮副的转动，位于位置D2的随动部件350运动到位置D3。在位置D3处，随动部件350距离主动非圆齿轮310旋转轴心330之间的距离E3进一步大于E2，故随着关节驱动组件300的非圆齿轮副从图7B的状态运动到图7C的状态，随动部件350继续渐渐远离主动非圆齿轮310的旋转轴心330。

接着，继续沿着图7C所示的箭头的方向顺时针转动主从非圆齿轮310，从而从动非圆齿轮320在主动非圆齿轮310的驱动下逆时针旋转，使得关节驱动组件300的非圆齿轮副被转动到图7D的状态。如图7D所示，在T3时刻，随着关节驱动组件300的非圆齿轮副的转动，位于位置D3的随动部件350运动到位置D4。在位置D4处，随动部件350距离主动非圆齿轮310旋转轴心330之间的距离E4小于E3并大于E1，故随着关节驱动组件300的非圆齿轮副从图7C的状态运动到图7D的状态，随动部件350开始渐渐靠近主动非圆齿轮310的旋转轴心330。

接着，若继续沿着图7D所示的箭头的方向顺时针转动主从非圆齿轮310，则从动非圆齿轮320在主动非圆齿轮310的驱动下逆时针旋转并回到图7A所示的状态。即，随着关节驱动组件300的非圆齿轮副从图7D的状态运动回到图7A的状态，随动部件350继续渐渐靠近主动非圆齿轮310的旋转轴心330并最终返回最靠近主动非圆齿轮310的旋转轴心330的位置D1。此时，凸轮700正好旋转一圈。

可以看出，在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转一圈的期间，随动部件350在位置D1和D3之间进行往复运动。如图7A-7D所示，在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转一圈的期间，随动部件350在T0时刻的距离主动非圆齿轮310的旋转轴心330最近的起始位置D1移动到远离主动非圆齿轮310的 旋转轴心330的位置C2，接着在T2时刻进一步远离主动非圆齿轮310的旋转轴心330而移动到距旋转轴心330最远的位置D3，接着渐渐靠近旋转轴心330移动到位置D3，并最后进一步靠近旋转轴心330而移动返回到距离旋转轴心330最近的位置D1。因此，在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转一圈的期间，随动部件350经历位置D1→位置D2→位置D3→位置D4→位置D1的往复运动。其中位置D1和D3对应于该往复运动的折返点，其中位置D1对应于距离主动非圆齿轮310的旋转轴心330最近的位置，D3对应于距离主动非圆齿轮310的旋转轴心33最远的位置。因此，在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转一圈的期间，随动部件350在位置D1和D3之间进行一次往复运动。同时，非圆形的齿轮轮廓也导致了在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转期间，随动部件350在每一位置处的瞬时速度根据非圆形的齿轮节线的变化而发生变化。也就是说，在关节驱动组件300的非圆齿轮副旋转期间，随动部件350在位置D1和D3之间进行变速度的往复运动。

类似与上文讨论的关节驱动组件100和200，关节驱动组件300的随动部件350可经由连杆连接至大腿支架，因此随动部件350在位置D1和D3之间的变速度往复运动进一步驱动了是待被随动部件350驱动的大腿支架在预定角度范围内的摆动，特别是变速摆动。从而固定在大腿支架上的患者的大腿则可围绕其髋关节在相同的角度范围内进行摆动。其中随动部件350的往复运动的两个折返位置对应于患者的大腿摆动的两个边界角度。

关节驱动组件300的非圆齿轮副的两个齿轮的轮廓和随动部件350在从动齿轮320上的位置经特别设计使得由随动部件350的往复运动所带动的患者的大腿的摆动符合人正常行走步态时的大腿摆动。即，随动部件350的一次往复运动所驱动的大腿支架的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时大腿相对于髋部的摆动，从而固定在大腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时大腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

在可以与该实施方式结合的另外一些实施方式中，在从动齿轮320的另一侧面在不同于随动部件350的位置处还有额外设置有另一随动部件。因此，随着关节驱动组件300的非圆齿轮副的旋转，另一随动部件同样进行往复运动，由于另一随动部件的设置位置不同于随动部件350的设置位置，因此另一随动 部件的变速往复运动也同样不同于随动部件350的变速往复运动。另一随动件可进一步通过连杆以及可选地通过杆件连接至小腿支架。

因此，进行变速往复运动的另一随动部件将经由连杆并通过杆件的传动带动小腿支架绕着相应端部在一定的角度范围内进行摆动，特别是变速摆动。从而固定在小腿支架上的患者的小腿则可围绕其膝关节在相同的角度范围内进行摆动。其中另一随动部件的往复运动的两个折返位置对应于患者的小腿摆动的两个边界角度。

关节驱动组件300的非圆齿轮副的两个齿轮的轮廓和另一随动部件在从动齿轮320上的位置经特别设计使得由另一随动部件的往复运动所带动的患者的小腿的摆动符合人正常行走步态时的小腿摆动。即，另一滚轮的一次往复运动所驱动的小腿支架的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时小腿相对于膝关节的摆动，从而固定在小腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时小腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

如上文讨论的，另一随动部件的设置位置不同于随动部件350的设置位置，使得另一随动部件的变速往复运动不同于随动部件350的变速往复运动，此外，另一随动部件的变速往复运动的相位不同于随动部件350的变速往复运动的相位，即，当随动部件350处于其相应往复运动的折返位置时，另一随动部件并非位于其相应往复运动的折返位置。然而，另一随动部件的变速往复运动的周期和随动部件350的变速往复运动的周期一致。

基于上述设计，使得关节驱动组件300的非圆齿轮副的从动齿轮两侧的随动部件分别带动大腿和小腿做出相应动作，实现联动。同时，由于两个动部件设置在同一个从动齿轮320上，通过相应的相位关系和相应的设置位置，可以实现仅通过相同非圆齿轮副的旋转带动大腿和小腿围绕相应的髋关节和膝关节的联动摆动，简化了驱动及传动装置，消除联动中出现的累计误差。

虽然结合图7A至图7D描述了在从动齿轮320上额外设置随动件的情况，但是也可以另外提供设置有随动件的另一非圆齿轮副来实现小腿的摆动。此外，虽然上文描述的是使用具有腿部支架的关节驱动组件实现患者下肢的摆动，但是应理解，本文所讨论的关节驱动组件同样可以和用于固定患者上肢的手臂支架组合使用，以实现患者上臂和小臂以符合人正常行走步态下手臂摆动的方式 进行摆动。

实施例4

图8示出了根据本文另一实施方式的关节驱动组件400的侧视图。如图4所示，关节驱动组件400为曲柄摇杆机构，关节驱动组件400包括曲柄410和摇杆420。曲柄410围绕其一端411是可旋转的，并且曲柄410的另一端连接至摇杆420的一端。因此，当曲柄410围绕其一端旋转时，曲柄410的旋转将驱动摇杆420进行变速往复运动。

类似与上文讨论的关节驱动组件100、200和300，关节驱动组件400的摇杆420的另一端可直接连接至大腿支架451，因此摇杆420的变速度往复运动进一步驱动了是待被摇杆420驱动的大腿支架451围绕相应端部453在预定角度范围内的摆动，特别是变速摆动。从而固定在大腿支架451上的患者的大腿则可围绕其髋关节在相同的角度范围内进行摆动。其中摇杆420的往复运动的两个折返位置对应于患者的大腿摆动的两个边界角度。

关节驱动组件400的曲柄摇杆机构的曲柄410和摇杆420的长度关系，以及摇杆420连接至大腿支架451的位置经特别设计使得由摇杆420的往复运动所带动的患者的大腿的摆动符合人正常行走步态时的大腿摆动。即，摇杆420的一次往复运动所驱动的大腿支架451的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时大腿相对于髋部的摆动，从而固定在大腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时大腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

在可以与该实施方式结合的另外一些实施方式中，关节驱动组件400的曲柄摇杆机构还进一步包含摇杆420’，摇杆420’的长度和摇杆420的长度不同。因此，随着曲柄410的旋转，摇杆420’同样进行往复运动。由于摇杆420’的长度和摇杆420的长度不同，因此摇杆420’的变速往复运动也同样不同于摇杆420的变速往复运动。摇杆420’可进一步连接至小腿支架452。

因此，进行变速往复运动的摇杆420’带动小腿支架452绕着相应端部454在一定的角度范围内进行摆动，特别是变速摆动。从而固定在小腿支架452上的患者的小腿则可围绕其膝关节在相同的角度范围内进行摆动。其中摇杆420’的往复运动的两个折返位置对应于患者的小腿摆动的两个边界角度。

关节驱动组件400的曲柄摇杆机构的曲柄410和摇杆420’的长度关系，以 及摇杆420’连接至小腿支架452的位置经特别设计使得由摇杆420’的往复运动所带动的患者的小腿的摆动符合人正常行走步态时的小腿摆动。即，摇杆420’的一次往复运动所驱动的小腿支架452的摆动对应于正常人行走时腿部迈出一步时小腿相对于膝关节的摆动，从而固定在小腿支架上的患者被动地迈出一步，并且患者迈出一步时小腿的摆动角度、速度和摆动方式与正常人无异，从而实现患者的步行训练。

如上文讨论的，摇杆420’的长度和摇杆420的长度不同，并且摇杆420连接至大腿支架451的位置以及摇杆420’连接至小腿支架452的位置可被调整，使得摇杆420’的变速往复运动不同于摇杆420的变速往复运动，此外，摇杆420’的变速往复运动的相位不同于摇杆420的变速往复运动的相位，即，当摇杆420处于其相应往复运动的折返位置时，摇杆420’并非位于其相应往复运动的折返位置。然而，摇杆420’的变速往复运动的周期和摇杆420的变速往复运动的周期一致。

基于上述设计，使得关节驱动组件400的曲柄摇杆机构的两个摇杆420和420’分别带动大腿和小腿做出相应动作，实现联动。同时，由于两个摇杆420和420’与同一个曲柄410连接，通过相应的相位关系和相应的设置位置，可以实现仅通过相同曲柄410的旋转带动大腿和小腿围绕相应的髋关节和膝关节的联动摆动，简化了驱动及传动装置，消除联动中出现的累计误差。

虽然结合图8描述了在额外设置摇杆420’的情况，但是也可以另外提供另外一套曲柄摇杆机构实现小腿的摆动。此外，虽然上文描述的是使用具有腿部支架的关节驱动组件实现患者下肢的摆动，但是应理解，本文所讨论的关节驱动组件同样可以和用于固定患者上肢的手臂支架组合使用，以实现患者上臂和小臂以符合人正常行走步态下手臂摆动的方式进行摆动。

实施例5

图9示出了具有本文任一实施方式的关机驱动组件(例如关节驱动组件100、200、300、400)的多关节同步训练器500的侧视图。

如图9所示，训练器500由车身框架510、一对驱动机构520、腰部保持组件530、扶手540、一对腿部支架550和一对关节驱动组件560构成。在使用训练器时，需要进行行走康复训练的患者被固定在训练器500的前部(即，图9中的左侧)，其下肢被固定在两个腿部支架550上。另一位协助进行康复 训练的医护人员或其他操作者位于训练器500的后部(即，图9中的右侧)。医护人员或其他操作者握紧扶手540，并缓慢向前推动训练器500。在驱动机构520机构的作用下，训练器500向前行进的动力驱动每一个关节驱动组件560的主动元件旋转，进而带动关节驱动组件560的从动元件的往复运动，并且从动元件的往复运动进而带动腿部支架550绕相应旋转轴的摆动，最终将作用力施加至向患者腿部(例如，大腿和/或小腿)，该作用力使得患者的腿部能够按照既定的规律(例如，正常人的行走步态)进行摆动，从而使得患者能够以正常人行走的步态跟随训练器500向前行进，以便实现行走康复训练的目的。

如图9所进一步示出，每一个驱动机构520包括车轮组件521、传动组件522和驱动组件523。例如，车轮组件521设置在车身框架510的下部前侧，传动组件522设置在车身框架510中部后侧，驱动组件523设置在车身框架510的上部后侧。

车轮组件521具有链轮524，链轮524与传动组件522传动连接。车轮组件522的链轮524经由传动带525与传动组件522的一个链轮传动连接。在车轮旋转时，车轮旋转的动力(或，扭力)经由传动带525传递给传动组件522的链轮，从而传动组件522能够随着车轮组件521的旋转而旋转。传动带525可以是传动链条，也可以是传动皮带。进一步地，传动组件522的一个链轮同样通过传动带与驱动组件523传动连接。因此，当车轮旋转时，车轮旋转的动力带动传动组件522旋转，并接着带动驱动组件523旋转。驱动组件523与关节驱动组件560的主从元件连接，从而驱动组件523的旋转带动关节驱动组件560的主从元件旋转，以实现关节驱动组件560带动腿部支架550的摆动。

腰部保持组件530包括组件包括与患者接触的腰部保持架531和用于将腰部保持架531附接至车身框架510的腰部保持架支撑件532。腰部保持架531在车身框架510的上方并在车身框架510的两侧之间延伸。在正常人的行走过程中，人体的重心在垂直方向具有约20-30mm的浮动量。腰部保持架支撑件532被构造为能够在垂直方向上进行上下浮动，以配合正常人的行走过程中人体的重心在垂直方向上的浮动。

由上所述，本文的训练器仅通过简单地机械机构并仅使用简单的电子设备进行辅助就能够实现对患者进行行走康复训练，甚至无需使用电子设备加以辅 助。因此制造成本低，同时省去了研发与需要电子设备的训练器配套的智能控制程序所需的高昂的研发费用。仅仅一名医护人员或甚至是普通操作者即可为患者提供行走康复训练，改善了康复训练的持续性和治疗效果。此外，可以使用一套关节驱动机构就能够实现多关节联动，消除累计误差。

当然，本文还可有其它多种实施方式，在不背离本文精神及其实质的情况下，熟悉本领域的技术人员当可根据本文作出各种相应的改变和变形，但这些相应的改变和变形都应属于本文所附的权利要求的保护范围。

Claims (17)

1. 一种关节驱动组件，包含：

   主动元件，所述主动元件围绕一轴线是可旋转的；和

   从动元件，所述从动元件与所述主动元件相关联，使得所述从动元件随着所述主动元件的旋转而沿着预定轨迹在第一位置和第二位置之间进行往复运动，其中

   所述主动元件每旋转一周，所述从动元件在所述第一位置和所述第二位置之间进行一次往复运动，并且

   所述预定轨迹是曲线。
2. 根据权利要求1所述的关节驱动组件，进一步包含：

   连杆，所述连杆连接所述从动元件和被驱动元件，其中

   所述被驱动元件穿戴在人的肢体上，使得所述从动元件的所述往复运动驱动所述被驱动元件，使得所述被驱动元件以与所述肢体对应的关节为轴在一角度范围内摆动。
3. 根据权利要求2所述的关节驱动组件，其中

   所述被驱动元件是穿戴在人的大腿处的大腿支架，所述关节是髋关节；或者

   所述被驱动元件是穿戴在人的上臂处的上臂支架，所述关节是肩关节。
4. 根据权利要求3所述的关节驱动组件，其中

   当所述被驱动元件是大腿支架时，所述变速摆动符合人的正常行走步态时的大腿摆动，或者

   当所述被驱动元件是上臂支架时，所述变速摆动符合人的正常行走步态时的上臂摆动。
5. 根据权利要求1-4任一项所述的关节驱动组件，进一步包含：

   另一从动元件，所述另一从动元件与所述主动元件或与围绕一轴线旋转的 另一所述主动元件相关联，使得所述另一从动元件随着所述主动元件或所述另一主动元件的旋转而沿着不同于所述预定轨迹的另一预定轨迹在第三位置和第四位置之间进行另一往复运动，所述主动元件或所述另一主动元件每旋转一周，所述另一从动元件在所述第三位置和所述第四位置之间进行一次往复运动，其中

   所述另一往复运动在各个时刻的速度不同于所述往复运动在相应时刻的速度，且所述另一往复运动的相位不同于所述往复运动的相位，并且

   所述另一预定轨迹是曲线。
6. 根据权利要求5所述的关节驱动组件，进一步包含：

   另一连杆，所述另一连杆连接所述另一从动元件和另一被驱动元件，其中

   所述另一被驱动元件穿戴在人的不同于所述肢体的另一肢体上，使得所述另一从动元件的往复运动驱动所述另一被驱动元件，使得所述另一被驱动元件以与所述另一肢体对应的另一关节为轴在一角度范围内进行另一摆动。
7. 根据权利要求5所述的关节驱动组件，其中

   所述另一被驱动元件是穿戴在人的小腿处的小腿支架，所述另一关节是膝关节，所述另一摆动符合人的正常行走步态时的小腿摆动；或者

   所述另一被驱动元件是穿戴在人的小臂处的小臂支架，所述关节是肘关节，所述另一变速摆动符合人的正常行走步态时的小臂摆动。
8. 根据权利要求1-4任一项所述的关节驱动组件，其中

   所述主动元件的侧面布置有凸轮形状的槽，

   所述从动元件是设置在所述槽中的从动滚轮，

   所述槽的轮廓被构造为使所述主动元件的旋转运动驱动所述从动滚轮进行所述往复运动，

   所述第一位置是当所述从动滚轮距离所述主动元件的旋转轴最近时，所述从动滚轮在所述预定轨迹上的位置，并且

   所述第二位置是当所述从动滚轮距离所述主动元件的旋转轴最远时，所述从动滚轮在所述预定轨迹上的位置。
9. 根据权利要求1-4任一项所述的关节驱动组件，其中

   所述主动元件是主动非圆齿轮，

   所述从动元件是与所述主动非圆齿轮传动啮合的从动非圆齿轮，所述主动非圆齿轮和所述从动非圆齿轮具有相同的齿数和固定的中心距，

   所述主动非圆齿轮和所述从动非圆齿轮的节线经构造使得所述主动非圆齿轮的旋转驱动设置在所述从动非圆齿轮上的第一侧面上的随动部件进行所述变速往复运动，

   所述第一位置是所述随动部件最接近所述主动非圆齿轮的旋转轴心时，所述随动部件在所述预定轨迹上的位置，并且

   所述第二位置是所述随动部件最远离所述主动非圆齿轮的旋转轴心是，所述随动部件在所述预定轨迹上的位置。
10. 根据权利要求1所述的关节驱动组件，其中

    所述主动部件为曲柄，所述曲柄围绕其一端是可旋转的，

    所述从动部件为摇杆，所述摇杆通过连杆与所述曲柄的另一端连接以构成曲柄摇杆机构，

    所述曲柄摇杆机构被构造为使得所述曲柄的旋转驱动所述摇杆进行所述变速往复运动。
11. 根据权利要求10所述的关节驱动组件，其中

    所述摇杆穿戴在人的肢体上，使得所述摇杆的往复运动驱动所述肢体以与所述肢体对应的关节为轴在一角度范围内摆动。
12. 根据权利要求11所述的关节驱动组件，其中

    所述肢体是人的大腿，所述关节是髋关节，所述变速摆动符合人的正常行走步态时的大腿摆动，或者

    所述肢体是人的上臂，所述关节是肩关节，所述变速摆动符合人的正常行走步态时的上臂摆动。
13. 根据权利要求12所述的关节驱动组件，进一步包括另一摇杆，所述另一摇杆通过另一连杆连接至所述曲柄的所述另一端，其中

    所述另一连杆的长度不同于所述连杆的长度，使得所述曲柄的旋转驱动所述另一摇杆进行另一往复运动，并且

    所述另一往复运动在各个时刻的速度不同于所述往复运动在相应时刻的速度，且所述另一往复运动的相位不同于所述往复运动的相位。
14. 根据权利要求13所述的关节驱动组件，其中，

    所述另一摇杆穿戴在人的另一肢体上，使得所述摇杆的往复运动驱动所述另一肢体以与所述另一肢体对应的另一关节为轴在一角度范围内另一摆动。
15. 根据权利要求14所述的关节驱动组件，其中，

    当所述肢体是人的大腿时，所述另一肢体是人的小腿，所述另一关节是膝关节，所述另一变速摆动符合人的正常行走步态时的小腿摆动；或者

    当所述肢体是人的上臂时，所述另一肢体是人的小臂，所述另一关节是肘关节，所述另一变速摆动符合人的正常行走步态时的小臂摆动。
16. 一种多关节同步训练器，包括：

    根据权利要求1-15任一项所述的关节驱动组件，和

    驱动机构，用于驱动所述关节驱动组件的主动元件的旋转。
17. 根据权利要求16所述的多关节同步训练器，其中所述驱动机构包括：

    可旋转的车轮组件；

    传动组件，与所述车轮组件传动连接；

    驱动组件，与所述传动组件传动连接，所述驱动组件用于驱动所述关节驱动组件的主动元件的旋转。