并聯(lián)下肢康復(fù)機(jī)器人自適應(yīng)訓(xùn)練控制方法及康復(fù)機(jī)器人的制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及輔助醫(yī)療康復(fù)機(jī)器人控制領(lǐng)域，具體地指一種并聯(lián)下肢康復(fù)機(jī)器人的 基于肌肉狀態(tài)評(píng)估的自適應(yīng)訓(xùn)練控制方法。該方法通過(guò)采集人體下肢表面肌電信號(hào)并經(jīng)過(guò) 處理運(yùn)算，在線(xiàn)評(píng)估相關(guān)肌肉的收縮力狀態(tài)，以自適應(yīng)調(diào)節(jié)人機(jī)阻抗模型參數(shù)，驅(qū)動(dòng)康復(fù)機(jī) 器人以不同的順應(yīng)程度輔助訓(xùn)練。本發(fā)明方法適用于醫(yī)療康復(fù)機(jī)器人及假肢控制等領(lǐng)域。
【背景技術(shù)】
[0002] 老年人、殘疾人和由中風(fēng)、偏癱等原因造成肢體運(yùn)動(dòng)障礙人群的康復(fù)問(wèn)題已成為 一個(gè)亟待解決的社會(huì)問(wèn)題，傳統(tǒng)肢體功能障礙的康復(fù)治療主要依賴(lài)于治療師一對(duì)一的徒手 訓(xùn)練，難以實(shí)現(xiàn)高強(qiáng)度、有針對(duì)性和重復(fù)性的康復(fù)訓(xùn)練要求，且康復(fù)治療師人數(shù)嚴(yán)重缺乏， 其康復(fù)訓(xùn)練評(píng)價(jià)的方法也多為主觀(guān)評(píng)價(jià)，不能夠?qū)崟r(shí)監(jiān)測(cè)治療效果并優(yōu)化康復(fù)策略。將機(jī) 器人技術(shù)應(yīng)用于康復(fù)醫(yī)療領(lǐng)域，不僅可以將康復(fù)醫(yī)師從繁重的訓(xùn)練任務(wù)中解放出來(lái)，減輕 醫(yī)療人員的負(fù)擔(dān)，而且可以幫助患者進(jìn)行更加科學(xué)有效的康復(fù)訓(xùn)練，并可詳細(xì)客觀(guān)地記錄 訓(xùn)練過(guò)程中的運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)，供醫(yī)師評(píng)價(jià)康復(fù)訓(xùn)練效果并優(yōu)化相應(yīng)的控制策略。
[0003] 康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人能否達(dá)到較好的康復(fù)和治療效果，取決于其能否根據(jù)患者的不同 康復(fù)階段實(shí)施不同的訓(xùn)練模式和控制策略。機(jī)器人的被動(dòng)控制雖然可以輔助患者進(jìn)行一定 的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，但患者一直處于被動(dòng)康復(fù)狀態(tài)，缺乏康復(fù)的主動(dòng)性和協(xié)作性?，F(xiàn)有的康復(fù)系統(tǒng) 多采用阻抗控制方法。MIT-Manus康復(fù)機(jī)器人在患者執(zhí)行預(yù)定軌跡的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)時(shí)采用阻抗 控制策略調(diào)節(jié)機(jī)器人柔順性，Lokomat也使用阻抗控制器實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)康復(fù)機(jī)器人對(duì)患者的輔 助力。此類(lèi)方法雖然引入了患者與機(jī)器人之間的交互作用力，但在康復(fù)初期患者不足以產(chǎn) 生驅(qū)動(dòng)機(jī)器人的作用力時(shí)，難以實(shí)現(xiàn)患者在康復(fù)訓(xùn)練中的主動(dòng)參與。而且傳統(tǒng)阻抗控制器 中阻抗參數(shù)往往是固定的，這在康復(fù)機(jī)器人的控制中具有很大的局限性。由于不同的阻抗 參數(shù)會(huì)使機(jī)器人在輔助患者運(yùn)動(dòng)時(shí)表現(xiàn)出不同的順應(yīng)程度，如果阻抗參數(shù)設(shè)置過(guò)低，使得 機(jī)器人順應(yīng)性太大，造成患者在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中可能超出其生理運(yùn)動(dòng)范圍而遭受二次損傷；反 之，如果阻抗參數(shù)設(shè)置過(guò)大，會(huì)使機(jī)器人順應(yīng)性太小，患者在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中一直處于被動(dòng)狀態(tài) 從而難以實(shí)現(xiàn)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。由于患者的運(yùn)動(dòng)能力和恢復(fù)水平是隨著時(shí)間不斷變化的，而 阻抗控制的選擇需要匹配患者的運(yùn)動(dòng)能力和康復(fù)水平，這使得選擇合適的阻抗參數(shù)變的困 難。
[0004] 當(dāng)前的肌體康復(fù)評(píng)估多是基于交互力、運(yùn)動(dòng)速度、關(guān)節(jié)角度等信息的，而這些信息 在機(jī)器人參與運(yùn)動(dòng)時(shí)很難準(zhǔn)確反映患肢本身的恢復(fù)水平，且患者在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中的肌張力變 化和肌肉痙攣是難以檢測(cè)和評(píng)判的。因此，迫切需要在康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)中引入與患者運(yùn)動(dòng) 相關(guān)的生理信息來(lái)評(píng)價(jià)患者的肌肉活動(dòng)水平，從而根據(jù)患者自身狀態(tài)定制設(shè)計(jì)不同階段的 訓(xùn)練模式。肌電信號(hào)（electromyography，縮寫(xiě)EMG)是神經(jīng)肌肉系統(tǒng)活動(dòng)時(shí)的生物電信號(hào)， 人體運(yùn)動(dòng)時(shí)所產(chǎn)生的EMG信號(hào)能夠反映肢體的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)以及肢體的健康情況。Meng等人計(jì) 算肌電信號(hào)的均方根值（root mean square，縮寫(xiě)RMS)，并將其引入到控制過(guò)程中，利用它 對(duì)肌肉活動(dòng)水平進(jìn)行評(píng)估，但該方法對(duì)患者肌肉活動(dòng)水平和康復(fù)狀態(tài)僅能進(jìn)行簡(jiǎn)單地定性 分析。Kiguchi等人采用模糊神經(jīng)算法建立了肌電信號(hào)與關(guān)節(jié)輸出力矩之間的關(guān)系，然而該 方法沒(méi)有考慮肌電信號(hào)與關(guān)節(jié)力矩轉(zhuǎn)化的中間過(guò)程，即不能判斷與運(yùn)動(dòng)相關(guān)的每塊肌肉對(duì) 相應(yīng)力矩的貢獻(xiàn)量。因此，如何利用康復(fù)訓(xùn)練過(guò)程中患肢的EMG信號(hào)反饋，計(jì)算肌肉活動(dòng)水 平、預(yù)測(cè)肌肉作用力和評(píng)價(jià)肌體恢復(fù)水平，并基于預(yù)測(cè)結(jié)果自適應(yīng)調(diào)節(jié)阻抗控制模型，是實(shí) 現(xiàn)機(jī)器人根據(jù)患者康復(fù)階段來(lái)提供不同輔助模式的關(guān)鍵所在。
[0005] 中國(guó)專(zhuān)利ZL200610079973. 4公開(kāi)一種利用肌電信號(hào)提供機(jī)械幫助的康復(fù)機(jī)器 人系統(tǒng)及訓(xùn)練方法，將感測(cè)到的肌電信號(hào)輸入到控制部分，并根據(jù)需要設(shè)置的恒定力矩計(jì) 算出將要提供給患部關(guān)節(jié)的附加力矩。此發(fā)明僅采用簡(jiǎn)單的EMG信號(hào)幅度特征和線(xiàn)性 函數(shù)來(lái)建立EMG信號(hào)與輸出力矩的映射關(guān)系，不足以表現(xiàn)患者的肌肉活動(dòng)狀態(tài)。中國(guó)專(zhuān) 利ZL201210052562. 1公開(kāi)一種繩牽引上肢康復(fù)機(jī)器人及其控制方法，根據(jù)患者肩肘關(guān)節(jié) 的肌電信號(hào)實(shí)時(shí)計(jì)算機(jī)器人所需提供的輔助力和關(guān)節(jié)角度參數(shù)。同樣，此發(fā)明僅對(duì)肌電 信號(hào)的包絡(luò)幅值進(jìn)行歸一化，沒(méi)有深入分析相關(guān)肌肉的活動(dòng)狀態(tài)和運(yùn)動(dòng)能力。中國(guó)專(zhuān)利 ZL200710168725. 1公開(kāi)一種穿戴式手功能康復(fù)機(jī)器人及其控制系統(tǒng)，通過(guò)檢測(cè)患者手多通 道肌電信號(hào)獲取其主動(dòng)運(yùn)動(dòng)意圖，并結(jié)合角度和力傳感器得到患肢狀態(tài)。此發(fā)明僅將EMG 信號(hào)整流放大后輸入到控制器中，但并未詳述如何提取和評(píng)估其患肢狀態(tài)，EMG在控制中的 作用也未詳細(xì)闡釋。
[0006] 中國(guó)專(zhuān)利ZL201010561379. 5公開(kāi)了一種下肢康復(fù)機(jī)器人運(yùn)動(dòng)控制方法，可實(shí)施 被動(dòng)訓(xùn)練和主動(dòng)訓(xùn)練兩種工作模式，實(shí)時(shí)檢測(cè)患者作用于機(jī)器人的關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)力，并利用 阻抗控制器將交互力矩轉(zhuǎn)化為步態(tài)軌跡修正量。此發(fā)明未涉及肌電信號(hào)的提取和分析， 缺乏對(duì)患肢肌肉狀態(tài)的監(jiān)測(cè)和評(píng)估，所采用的阻抗模型參數(shù)也是固定不變的，無(wú)法產(chǎn)生 與康復(fù)水平相適應(yīng)的機(jī)器人順應(yīng)程度。中國(guó)專(zhuān)利ZL201110103103. 7公開(kāi)了一種步態(tài)康 復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人控制系統(tǒng)，可按照人正常行走的姿態(tài)進(jìn)行被動(dòng)模式和主動(dòng)模式訓(xùn)練，利用 所獲取的足底壓力信號(hào)來(lái)判斷訓(xùn)練者的運(yùn)動(dòng)意圖，對(duì)康復(fù)機(jī)器人的行走速度進(jìn)行實(shí)時(shí)控 制。同樣，肌電信號(hào)未被引入控制系統(tǒng)中，對(duì)肢體的評(píng)估僅依賴(lài)于物理傳感器。中國(guó)專(zhuān)利 ZL201210225997. 1和ZL201210226579. 4公開(kāi)了一種坐臥式下肢康復(fù)機(jī)器人及相應(yīng)的主動(dòng) 訓(xùn)練控制方法，通過(guò)肌電信號(hào)采集、功能性電刺激和運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)被動(dòng)訓(xùn)練、助力訓(xùn)練 或主動(dòng)訓(xùn)練。在主動(dòng)訓(xùn)練時(shí)采集肌肉在放松狀態(tài)和最大收縮狀態(tài)的肌電信號(hào)絕對(duì)均值，通 過(guò)彈簧式/阻尼式（阻抗模型的特殊形式）控制策略將其轉(zhuǎn)化為關(guān)節(jié)位置/速度指令。此 發(fā)明未涉及到對(duì)肌肉活動(dòng)狀態(tài)的評(píng)估，其阻抗模型是固定不變的，機(jī)器人的控制也僅由肌 肉的收縮強(qiáng)度（即肌電信號(hào)幅值）來(lái)決定，然而肌電信號(hào)是不穩(wěn)定且持續(xù)變化的，這種阻抗 控制方法難以保證輸出的平滑和穩(wěn)定。
[0007] 通過(guò)上述分析比較可知，目前康復(fù)設(shè)備的控制方法還不能很好地滿(mǎn)足對(duì)智能化、 柔順性、交互式、自適應(yīng)控制的需求?？祻?fù)機(jī)器人的訓(xùn)練模式應(yīng)更加豐富有效，并且針對(duì)不 同病情和不同恢復(fù)期的患者康復(fù)機(jī)器人的運(yùn)動(dòng)模式應(yīng)具備適應(yīng)性。目前的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)很 少在整體運(yùn)行周期中引入EMG信號(hào)來(lái)實(shí)現(xiàn)機(jī)器人的自主、智能、優(yōu)化控制，無(wú)法在機(jī)器人訓(xùn) 練過(guò)程中實(shí)時(shí)檢測(cè)患肢的肌肉活動(dòng)和康復(fù)狀態(tài)，不能根據(jù)肌肉運(yùn)行狀態(tài)自適應(yīng)修正阻抗模 型，缺乏對(duì)患肢肌肉活動(dòng)情況和收縮力的評(píng)價(jià)，所以很難適應(yīng)于不同患者的不同康復(fù)周期。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0008] 本發(fā)明的目的在于提供一種并聯(lián)下肢康復(fù)機(jī)器人自適應(yīng)訓(xùn)練控制方法及康復(fù)機(jī) 器人，通過(guò)采集人體表面肌電信號(hào)評(píng)估其肌肉活動(dòng)狀態(tài)和運(yùn)動(dòng)能力，以此為基礎(chǔ)自適應(yīng)調(diào) 節(jié)機(jī)器人的阻抗控制模型參數(shù)，以適應(yīng)不同患者或不同康復(fù)階段對(duì)康復(fù)訓(xùn)練的需求。
[0009] 為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明所設(shè)計(jì)的一種并聯(lián)下肢康復(fù)機(jī)器人自適應(yīng)訓(xùn)練控制方 法，其特殊之處在于，所述訓(xùn)練控制方法包括如下步驟：
[0010] 1)采集患者下肢肌肉的原始肌電信號(hào)Ejt)并進(jìn)行全波整流，再將經(jīng)過(guò)全波整流 后的肌電信號(hào)Ei (t)進(jìn)行歸一化處理和平滑處理得到E2(t)，t為采集時(shí)間；
[0011] 2)利用所述經(jīng)過(guò)平滑處理的肌電信號(hào)E2(t)計(jì)算肌肉神經(jīng)響應(yīng)特征u(t)，并利用 肌肉神經(jīng)響應(yīng)特征u(t)計(jì)算肌肉激活度特征a (t);
[0012] 3)利用所述肌肉神經(jīng)響應(yīng)特征u(t)、肌肉激活度特征a(t)和希爾模型計(jì)算肌肉 纖維力F^f和肌腱力，并根據(jù)所述肌肉纖維力F^f和肌腱力計(jì)算肌肉收縮力F_;
[0013] 4)采集患者下肢與機(jī)器人相互作用時(shí)的人機(jī)交互力Fint，并進(jìn)行降噪和標(biāo)定處 理；
[0014] 5)利用所述人機(jī)交互力Fint建立康復(fù)機(jī)器人的目標(biāo)阻抗模型
[0015] 其中Bd為阻尼矩陣，K d為剛度矩陣，X ,為機(jī)器人初始期望位置向量，X為修正后的 位置向量，X = [X，y，Z]，Xd= [X d, yd, zd]，F(xiàn)int= [F x, Fy, Fz];
[0016] 6)根據(jù)所述步驟3)中的肌肉收縮力F_自適應(yīng)調(diào)節(jié)所述目標(biāo)阻抗模型；
[0017] 7)基于所述目標(biāo)阻抗模型在虛擬管道內(nèi)修正機(jī)器人運(yùn)動(dòng)軌跡；
[0018] 8)利用所述機(jī)器人運(yùn)動(dòng)軌跡進(jìn)行在線(xiàn)的軌跡規(guī)劃和運(yùn)動(dòng)控制。
[0019] 優(yōu)選地，所述步驟2)中肌肉神經(jīng)響