本發(fā)明涉及下肢康復(fù)外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，具體地，涉及一種基于協(xié)調(diào)阻抗控制的下肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

下肢機器外骨骼作為一種新興的康復(fù)技術(shù)，廣泛地應(yīng)用于下肢癱瘓病人康復(fù)訓(xùn)練中。其控制也有傳統(tǒng)的位置控制器演變到目前較普遍的阻抗控制。而對于自由度較多的外骨骼系統(tǒng)，傳統(tǒng)的阻抗控制器維數(shù)過高，控制器設(shè)計很復(fù)雜，不利于實際應(yīng)用；且很容易由于參數(shù)選取不合適，而造成各關(guān)節(jié)的不協(xié)調(diào)運動，從而對用戶造成傷害。本發(fā)明基于此，設(shè)計了一種基于協(xié)調(diào)阻抗控制的下肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)。

經(jīng)文獻(xiàn)檢索發(fā)現(xiàn)，有一個現(xiàn)存的專利與本發(fā)明相似，中國專利公開號CN201510079091.7，專利名稱為：基于阻抗控制的康復(fù)訓(xùn)練方法，申請日為2015年02月13日。該發(fā)明先預(yù)設(shè)定訓(xùn)練運動軌跡，同時檢測肢體的異常肌肉活動，根據(jù)此活動確定最終的運動軌跡。該專利與本發(fā)明主要有以下幾點不同：1、未納入CPG模型，使得對于多自由度系統(tǒng)，其阻抗控制器較復(fù)雜；2、只是簡單的檢測肌電信號，并未估計關(guān)節(jié)力矩；3、不能保證各關(guān)節(jié)運動的協(xié)調(diào)性。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

針對現(xiàn)有技術(shù)中的缺陷，本發(fā)明的目的是提供一種基于協(xié)調(diào)阻抗控制的下肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，能夠?qū)崿F(xiàn)對外骨骼系統(tǒng)的協(xié)調(diào)阻抗控制。

根據(jù)本發(fā)明提供的基于協(xié)調(diào)阻抗控制的下肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，包括用戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊、肌電信號采集模塊、肌電信號處理模塊、軌跡生成模塊、位置速度反饋模塊、阻抗控制模塊以及位置控制模塊；

所述肌電信號采集模塊的輸入端連接所述戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊，輸出端連接所述肌電信號處理模塊的輸入端；所述阻抗控制模塊的輸入端連接肌電信號處理模塊的輸出端，輸出端連接到軌跡生成模塊的輸入端；所述位置控制模塊采集位置速度反饋模塊和軌跡生成模塊的輸出信號；所述位置控制模塊的輸出端連接所述用戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊。

優(yōu)選地，所述肌電信號采集模塊包括相連接的肌電電極子模塊和肌電帶通濾波子模塊；

所述肌電電極子模塊，用于對肌電信號的采集；所述肌電帶通濾波子模塊用于對肌電信號的帶通濾波。

優(yōu)選地，所述肌電信號處理模塊包括相連接的整流子模塊和低通濾波子模塊；

所述肌電信號處理模塊，用于對肌電信號進(jìn)行整流、低通濾波。

優(yōu)選地，所述阻抗控制模塊包括相連的力矩估計子模塊與阻抗控制子模塊，用于從所述肌電信號處理模塊輸出的肌電信號中獲取關(guān)節(jié)力矩信息，并將關(guān)節(jié)力矩信息轉(zhuǎn)換為CPG的相關(guān)狀態(tài)變量。

優(yōu)選地，軌跡生成模塊包括依次相連的自由度設(shè)定子模塊、狀態(tài)變量設(shè)定子模塊和CPG子模塊；

所述軌跡生成模塊用于根據(jù)CPG的相關(guān)狀態(tài)變量生成外骨骼各主動關(guān)節(jié)的參考軌跡曲線。

優(yōu)選地，位置速度反饋模塊包括相連的編碼器脈沖計數(shù)子模塊和數(shù)值差分子模塊；

子編碼器脈沖計數(shù)子模塊用于反饋位置信息，數(shù)值差分子模塊用于反饋速度信息。

優(yōu)選地，所述位置控制模塊包括PID控制子模塊，用于根據(jù)參考軌跡曲線、外骨骼的位置和速度信息模塊完成對外骨骼的軌跡追蹤。

優(yōu)選地，所述肌電電極子模塊采用兩個個商用生物測定學(xué)電極片；

所述肌電帶通濾波子模塊的頻帶范圍為20～500Hz。

優(yōu)選地，所述整流子模塊用于取肌電信號的絕對值；低通濾波子模塊的截止頻率設(shè)定為10Hz。

優(yōu)選地，所述位置控制模塊采用PID控制器。

與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明具有如下的有益效果：

1、本發(fā)明使用人體電生理肌電信號來估計自主力矩，肌電信號相比于機械扭矩傳感器反饋的信號，其時間延遲更小，信噪比更高；而且由于肌電信號只產(chǎn)生在受試者自主收縮肌肉的情況下，所能更好地體現(xiàn)受試者的自主運動意圖；

2、本發(fā)明能夠保證外骨骼各關(guān)節(jié)運動的協(xié)調(diào)性，確保用戶安全，由于CPG模塊的加入，使得外骨骼各關(guān)節(jié)運動一直處于協(xié)調(diào)自然狀態(tài)，有利于保證用于的安全和舒適性；

3、本發(fā)明測量單關(guān)節(jié)處的交互力矩，阻抗控制器簡單，用于將CPG模型嵌入到了阻抗控制器中，使得對于N個自由度的系統(tǒng)，只需一維的阻抗控制器，因此只需要測量系統(tǒng)中某個關(guān)節(jié)的交互力信息，這也使得控制器參數(shù)設(shè)定非常簡單。

附圖說明

通過閱讀參照以下附圖對非限制性實施例所作的詳細(xì)描述，本發(fā)明的其它特征、目的和優(yōu)點將會變得更明顯：

圖1為本發(fā)明的模塊示意圖。

具體實施方式

下面結(jié)合具體實施例對本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說明。以下實施例將有助于本領(lǐng)域的技術(shù)人員進(jìn)一步理解本發(fā)明，但不以任何形式限制本發(fā)明。應(yīng)當(dāng)指出的是，對本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員來說，在不脫離本發(fā)明構(gòu)思的前提下，還可以做出若干變形和改進(jìn)。這些都屬于本發(fā)明的保護(hù)范圍。

在本實施例中，本發(fā)明提供發(fā)基于協(xié)調(diào)阻抗控制的下肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，包括用戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊0、肌電信號采集模塊1、肌電信號處理模塊2、軌跡生成模塊3、位置速度反饋模塊4、阻抗控制模塊5以及位置控制模塊6；

所述肌電信號采集模塊1的輸入端連接所述戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊0，輸出端連接所述肌電信號處理模塊2的輸入端；所述阻抗控制模塊5的輸入端連接肌電信號處理模塊2的輸出端，輸出端連接到軌跡生成模塊3的輸入端；所述位置控制模塊6采集位置速度反饋模塊4和軌跡生成模塊3的輸出信號；所述位置控制模塊6的輸出端連接所述用戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊0。

所述肌電信號采集模塊1包括相連接的肌電電極子模塊11和肌電帶通濾波子模塊12；

所述肌電電極子模塊11，用于對肌電信號的采集；所述肌電帶通濾波子模塊12用于對肌電信號的帶通濾波。

肌電信號處理模塊2包括相連接的整流子模塊21和低通濾波子模塊22；

所述肌電信號處理模塊2，用于對肌電信號進(jìn)行整流、低通濾波；

所述阻抗控制模塊5包括相連的力矩估計子模塊51與阻抗控制子模塊52，用于從所述肌電信號處理模塊2輸出的肌電信號中獲取關(guān)節(jié)力矩信息，并將關(guān)節(jié)力矩信息轉(zhuǎn)換為CPG的相關(guān)狀態(tài)變量；

軌跡生成模塊3包括依次相連的自由度設(shè)定子模塊31、狀態(tài)變量設(shè)定子模塊32和CPG子模塊33；

所述軌跡生成模塊3用于根據(jù)CPG的相關(guān)狀態(tài)變量生成外骨骼各主動關(guān)節(jié)的參考軌跡曲線；

位置速度反饋模塊4包括相連的編碼器脈沖計數(shù)子模塊41和數(shù)值差分子模塊42，用于反饋外骨骼的位置和速度信息模塊；子編碼器脈沖計數(shù)子模塊41用于反饋位置信息，數(shù)值差分子模塊42用于反饋速度信息。

所述位置控制模塊6包括PID控制子模塊61，用于根據(jù)參考軌跡曲線、外骨骼的位置和速度信息模塊完成對外骨骼的軌跡追蹤。

所述肌電電極子模塊11采用兩個個商用生物測定學(xué)電極片。

兩個電極片用于貼在與膝關(guān)節(jié)力矩相關(guān)的兩塊肌肉表面并采集肌電信號；其中，這兩塊肌肉分別為股直肌和股四頭肌，這些肌肉顯著反應(yīng)膝關(guān)節(jié)的力矩，并且方便貼放電極片；

所述肌電帶通濾波子模塊12的頻帶范圍為20～500Hz，從而既可以消除運動尾跡對肌電信號的影響，也能更真實的反應(yīng)人體的信號。

所述整流子模塊21用于取肌電信號的絕對值；低通濾波子模塊22的截止頻率設(shè)定為10Hz；從而能夠保證處理后的肌電信號與關(guān)節(jié)力矩有較強的線性關(guān)系，方便估計關(guān)節(jié)力矩值。

所述軌跡生成模塊3生成四個關(guān)節(jié)的軌跡信息,這四個關(guān)節(jié)分別為左右下肢的膝關(guān)節(jié)與髖關(guān)節(jié)；所述模塊3可保證各關(guān)節(jié)參考軌跡的平滑連續(xù)性，并保持各關(guān)節(jié)運動的協(xié)調(diào)性，確保用戶安全。

所述力矩估計子模塊51的輸入是最終處理的肌電信號，其用于在線估計受試者的關(guān)節(jié)自主力矩；所述阻抗模型子模塊52輸入是估計的關(guān)節(jié)自主力矩值，輸出是CPG的狀態(tài)變量，兩者間的傳遞函數(shù)是穩(wěn)態(tài)二階系統(tǒng)，其有助于保證系統(tǒng)的穩(wěn)定性；所述CPG子模塊33根據(jù)調(diào)整后的CPG的狀態(tài)變量，修改預(yù)定的關(guān)節(jié)軌跡，將其傳給位置控制模塊6，完成最終的位置控制任務(wù)。

所述力矩估計子模塊51包括對膝關(guān)節(jié)力矩的估計，估計的信號源是與膝關(guān)節(jié)運動相關(guān)的兩塊肌肉，且認(rèn)為與肌電信號的關(guān)系是線性關(guān)系；肌電信號的信噪比更高，延遲更小，通過力矩估計子模塊51的估計力矩效果更好。

所述用戶-外骨骼結(jié)構(gòu)模塊0包括左右下肢的的外骨骼機械結(jié)構(gòu)部分，每側(cè)均有膝關(guān)節(jié)與髖關(guān)節(jié)兩個主動關(guān)節(jié)以及一個被動的踝關(guān)節(jié)；外骨骼與人腿通過絲桿螺母機構(gòu)對其；外骨骼結(jié)構(gòu)模塊為整個系統(tǒng)的實現(xiàn)提供了機械硬件與控制平臺。

所述膝關(guān)節(jié)力矩與其相應(yīng)肌電信號的關(guān)系認(rèn)為是線性的。所述位置控制模塊6采用經(jīng)典的PID控制器。

本發(fā)明使用過程如下：

步驟S1：將外骨骼結(jié)構(gòu)模塊0穿到受試者身上，通過魔術(shù)貼與低溫?zé)崴馨逯瞥傻耐鈿?，將受試者下肢與外骨骼結(jié)構(gòu)模塊綁緊；并通過絲桿螺母機構(gòu)完成外骨骼結(jié)構(gòu)模塊與人體的下肢各關(guān)節(jié)的對齊，保證用戶的舒適性與姿勢的自然性。

步驟S2：在右側(cè)大腿上找到兩塊目標(biāo)肌肉的大致位置，貼上肌電電極子模塊11，設(shè)定好肌電帶通濾波子模塊12的相關(guān)參數(shù)；注意電極片要盡量遠(yuǎn)離外骨骼的固定裝置，以免對肌電信號產(chǎn)生影響。

步驟S3：設(shè)定整流子模塊21與低通濾波子模塊22的相關(guān)參數(shù)，開啟肌電信號處理模塊2。

步驟S4：將肌電采集模塊1的輸出導(dǎo)入到肌電信號處理模塊2中進(jìn)行處理，并將處理的結(jié)果導(dǎo)入到阻抗控制模塊5中。

步驟S5：設(shè)定力矩估計子模塊51與阻抗模型子模塊52的相關(guān)參數(shù)。

步驟S6：根據(jù)自由度設(shè)定子模塊31，根據(jù)康復(fù)任務(wù)設(shè)定狀態(tài)變量子模塊32，開啟CPG子模塊33，生成參考軌跡信息；將軌跡生成模塊3的輸出導(dǎo)入到位置控制模塊6中。

步驟S7：設(shè)定位置速度反饋模塊4中編碼器脈沖計數(shù)子模塊41與數(shù)值差分子模塊42的相關(guān)參數(shù)，將位置速度反饋模塊4的信息反饋到位置控制模塊6中。

步驟S8：設(shè)定PID控制子模塊61內(nèi)部的相關(guān)參數(shù)；此后，該控制器即可正常工作。

以上對本發(fā)明的具體實施例進(jìn)行了描述。需要理解的是，本發(fā)明并不局限于上述特定實施方式，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以在權(quán)利要求的范圍內(nèi)做出各種變形或修改，這并不影響本發(fā)明的實質(zhì)內(nèi)容。