腕部康復機器人助動訓練的力反饋控制方法及系統與流程

本發明涉及康復機器人的控制領域，具體地，涉及一種腕部康復機器人助動訓練的力反饋控制方法及系統。

背景技術：

偏癱患者往往患有腕部功能障礙，給患者生活工作帶來諸多不便。傳統的康復訓練通常是理療師與患者進行一對一的肢體訓練，需要對患肢進行重復、大量的運動。這些康復訓練方法能夠在一定程度上提高偏癱患者的肢體運動能力，但一對一的訓練模式，治療師的勞動強度大，無法滿足大量偏癱患者的需求。針對這些局限與缺點，醫療康復機器人應運而生，并得到越來越廣泛的應用與研究。

具有手功能障礙的偏癱患者，需要進行腕部的多自由度康復運動訓練。手腕多方向上的康復運動，目的在于增加手腕活動與減少軟組織沾黏的機會。腕部的伸展運動對于預防手腕傷害和受傷后期減少軟組織萎縮有幫助。

通常，康復機器人不外乎三種模式：主動訓練模式、被動訓練模式及助動訓練模式。主動訓練模式下，患者自主運動，設備跟蹤采集包括速度、位置等的各項參數。被動訓練模式下，將采集得到的康復動作位置信息作為給定輸入，從而由設備帶動患者按固定軌跡進行康復訓練。

當患者恢復部分腕部功能時，僅被動訓練模式無法更好地適應患者的康復需求，因此采用一種助動訓練模式，幫助損傷肌體獲得最佳康復效果。患者首先自主運動，但由于腕部功能的損傷，患者無法順利動作，因此通過判斷患者的運動意圖，根據運動意圖驅動電機，從而給予患者助動力。在這種模式下，通過一定的方法檢測人體本身的某些信息，比如腦電信號或是肌電信號，將這些信息反饋至控制器進行處理，從而實現康復機器人中對電機的控制，提供一定的助力，幫助患者按照一定的軌跡運動。

技術實現要素：

針對現有技術中的缺陷，本發明的目的是提供一種腕部康復機器人助動訓練的力反饋控制方法及系統，使機器人能夠通過力反饋的方式，根據患者腕部力、力矩的信息提供一定助力，在充分發揮患者已恢復的運動能力的同時，幫助患者完成康復訓練。同時達到快速、準確、魯棒性強的控制效果。

根據本發明的第一方面，提供一種腕部康復機器人助動訓練的控制方法，包括：力反饋部分和三閉環控制部分，其中：

所述力反饋部分，包括以下步驟：

步驟1：由安裝在腕部康復機器人上的力/力矩傳感器檢測出人體腕部施加給腕部康復機器人的力/力矩；

步驟2：將所測力/力矩換算為等效電流；

步驟3：通過判斷等效電流與等效電流限幅值的大小關系確定三閉環控制中電流環的前饋部分的值；

所述三閉環控制部分，包括位置環、速度環、電流環，位置環的輸入為已測得的腕部運動軌跡數據，通過位置環部分，得到的輸出為電機轉速給定，并作為速度環的輸入值，再經過速度環部分，得到的輸出電流作為電流環的給定值，而上述力反饋部分的輸出值則是電流環的前饋部分輸入，經過電流環部分，輸出得到電機轉速值，從而驅動電機，實現控制目的。所述電機為腕部康復機器人中電機。

根據本發明的另一方面，提供一種上述腕部康復機器人助動訓練的控制系統，所述系統包括：力反饋模塊和三閉環控制模塊，其中：

所述力反饋模塊，包括由安裝在腕部康復機器人上的力/力矩傳感器，所述傳感器檢測出人體腕部施加給設備的力/力矩，將所測力/力矩換算為等效電流，通過判斷等效電流與等效電流限幅值的大小關系確定三閉環控制模塊中電流環前饋部分的值；

所述三閉環控制模塊，包括位置環、速度環、電流環，其中，位置環的輸入為已測得的腕部運動軌跡數據，通過位置環部分，得到的輸出為電機轉速給定，并作為速度環的輸入值，再經過速度環部分，得到的輸出電流作為電流環的給定值，而上述力反饋模塊的輸出值則是電流環的前饋部分輸入，經過電流環部分，輸出得到電機轉速值，從而驅動電機，實現控制目的。

優選地，所述三閉環控制模塊，其中電流環的主要作用是快速響應給定電壓的變化，同時在電機啟動時，允許電機以大電流啟動從而加快啟動過程。

更優選地，所述電流環的調節器采用PI調節器，電流環的輸入為上述力反饋設計部分的輸出值。

優選地，所述三閉環控制模塊，其中速度環的調節器仍然采用PI控制器，速度環的輸入為位置環的輸出值。

優選地，所述三閉環控制模塊，其中位置環采用滑模變結構調節器，提高系統魯棒性。位置環的輸入為已測得的腕部運動軌跡數據。

本發明通過力傳感器及扭矩傳感器檢測人體腕部施加給設備的力，將反饋力的信息送入控制器進行處理，實現對設備電機的驅動控制，提供一定的助力，使患者腕部保持恒定大小的力，按照所測軌跡進行康復訓練，在充分發揮腕部殘存運動功能的同時幫助患肢完成運動。

本發明的控制系統是具有力反饋功能的位置轉速電流三閉環控制。其中，力反饋設計部分通過力反饋的方式確定電機提供助力的情況；電機控制部分采用位置轉速電流三閉環控制，電流環和速度環采用比例-積分(Proportional-Integral，PI)調節器，位置環采用滑模變結構控制。控制系統控制精度高，魯棒性強。且通過力反饋的方法完成助動康復訓練，相比通過采集腦電信號和表肌電信號的方式，具有操作性強、穩定性強、成本低等特點。

與現有技術相比，本發明具有如下的有益效果：

1.本發明提供的力反饋部分設計，通過力傳感器及扭矩傳感器檢測人體腕部施加給設備的力，根據作用力信息確定電機提供的助力，使患者腕部保持恒定大小的、在可承受范圍內的力，充分發揮患者已恢復的運動能力，實現助動訓練。

2.本發明提供的力反饋部分設計，其力反饋算法簡單，與采用腦電信號或肌電信號的方法相比，具有檢測精度高、可操作性強、穩定性強、成本低的特點。

3.本發明上述的具有力反饋功能的位置轉速電流三閉環控制系統，其中位置環采用滑模變結構控制，響應速度快，跟蹤精度高，魯棒性強。

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描述，本發明的其它特征、目的和優點將會變得更明顯：

圖1為本發明一實施例中腕部康復機器人的結構示意圖；

圖中：一維力傳感器1、2、3、4，扭矩傳感器5；

圖2為本發明中力反饋部分設計原理圖；

圖3為本發明中位置轉速電流三閉環控制系統的結構框圖；

圖4為本發明控制系統中電流環部分原理圖；

圖5為本發明控制系統中轉速環部分原理圖；

圖6為本發明控制系統中位置環部分原理圖；

圖7為本發明控制系統中位置滑模變結構調節器結構圖。

具體實施方式

下面結合具體實施例對本發明進行詳細說明。以下實施例將有助于本領域的技術人員進一步理解本發明，但不以任何形式限制本發明。應當指出的是，對本領域的普通技術人員來說，在不脫離本發明構思的前提下，還可以做出若干變形和改進。這些都屬于本發明的保護范圍。

本發明針對的腕部康復機器人可以是現有技術中任意腕部康復機器人，在本發明一實施例中，為了使得本領域技術人員更清楚理解本發明的技術方案，采用本申請人之前申請的專利201610015770.2中記載的三自由度腕功能康復機器人，應當理解的是，在其他實施例中也可以是其他的腕部康復機器人。

本實施例針對上述腕部康復機器人，采用的助動訓練的控制方法包括：力反饋部分和三閉環控制部分。

具體的，如圖2所示，所述力反饋部分，步驟包括：

步驟1：由安裝在腕部康復機器人上的力/力矩傳感器檢測出人體腕部施加給腕部康復機器人的力F/力矩T。

具體地，在圖1腕部康復機器人機械結構上，共設置五個傳感器，4個一維力傳感器和1個扭矩傳感器。圖1中標注的一維力傳感器1和2用于檢測掌屈/背伸自由度上的力，一維力傳感器3和4用于檢測尺偏/橈偏自由度上的力。5為扭矩傳感器，用于檢測腕部旋轉時的扭矩。在掌屈/背伸和尺偏/橈偏這兩個自由度上，傳感器測得腕部施力F，在旋轉自由度上，側得腕部扭矩T。

步驟2：將所測力/力矩換算為等效電流i_eq。

具體地，根據公式T_e＝C_Tφi、T_e＝Fd，計算得到等效電流i_eq。其中，T_e表示電機轉矩，C_T為轉矩常數，φ為電機磁鏈，d表示力臂。

步驟3：通過判斷等效電流與等效電流限幅值的大小關系確定三閉環控制系統中電流環前饋部分的值。

具體地，如圖1所示，其中i_max表示力反饋等效電流的限幅值，用以防止患者用力過大導致二次受傷，i_ff表示三閉環控制系統中的電流前饋部分。若i_eq＞i_max，則令i_ff＝i_max，即將電流限幅值i_max作為后面三閉環控制系統中電流環的前饋部分。若i_eq≤i_max，則有i_ff＝i_eq，即將患者力或力矩的等效換算電流作為三閉環控制中電流環的前饋部分。因此，F及T以電流信號的形式將患者施力情況反饋到電機控制環(位置環、速度環、電流環)中，從而實現力反饋。

所述三閉環控制部分，具體包括：

電流環：如圖4所示，電流環的主要作用是快速響應給定電壓的變化，同時在電機啟動時，允許電機以大電流起動從而加快起動過程。鑒于此，本發明中電流環的調節器優選采用PI調節器，PI調節器算法簡單、能消除靜差、快速性好，滿足設計要求。

對于電流調節器來說，要求電機處于穩態時期望電流無靜差，由圖3可看出，電流環可校正成I系統即可。因采用PI調節器，該部分傳遞函數可寫成:

式中，K_i為調節器的比例系數；τ_i為調節器的超前時間常數。

具體的，對于逆變器控制部分可等效成一階慣性環節，傳遞函數如下：

式中，τ_V表示逆變器的時間常數，K_V表示逆變器的增益。

具體的，對于電機電樞部分，由于電機的機電時間常數遠大于電磁時間常數，所以可把電機部分等效成含有電阻和電感的一節慣性環節，傳遞函數為:

式中，T_m為電機的電磁時間常數，R表示電阻值。

綜上，整個電流環的開環傳遞函數可寫成:

由于逆變器的開關頻率很高，τ_V很小，因此可以忽略；為使得調節器零點與控制對象的極點相互對消，可令τ_i＝T_m。此時電流環開環傳遞函數為

令k＝K_iK_V/(τ_iR)，則此時電流環閉環的傳遞函數為

當電流閉環的帶寬ω_c確定后，則ω_c＝k。根據k＝K_iK_V/(τ_iR)，τ_i＝T_m＝L/R，可解得調節器的比例系數K_i＝Lω_c/K_V，積分系數為K_j＝K_iT/K_V。其中，L表示電感。

速度環：速度環同樣是控制系統中一個重要的環節，為了滿足高精度、快響應的控制要求，速度環的調節器仍然采用PI控制器，其傳遞函數為

式中，K_n為速度調節器的比例系數；τ_n為速度調節器的超前時間常數。

將速度環簡化，如圖5所示，可得其開環傳遞函數為

式中，K_c滿足p_n為電機的極對數，ψ_f為轉子永磁體鏈過定子繞組的磁鏈，J為轉動慣量。

由式(8)可知，速度環應校正成II型系統。依照典型的Ⅱ型系統的參數關系，速度調節器的參數K_n、τ_n由下面兩式確定：

一般h取5，代入上兩式可求得調節器的兩個參數。采用PI控制，使得整個算法簡單、易于控制，整個系統也能獲得較好的穩態性能。

位置環：位置環結構框圖如圖6所示，按照傳統的方法，位置環的調節器一般設計為比例調節。由圖6可看出，位置伺服是個高階系統，需對其進行降階處理。由于速度響應遠快于位置響應，因此可將速度環近似等效成一階慣性環節。降階處理后的速度環傳遞函數為

式中，K_a為速度環閉環放大系數(電機實際速度和伺服速度之間的比值)；T_a為度閉環的時間常數(電機空載啟動到額定轉速的時間)。

此時整個位置環的開環傳遞函數為

但在位置環中使用比例調節器，一般系統的快速性可以達到，卻無法實現高精度、無誤差的跟蹤。而滑模變結構控制具有魯棒性高、易于實現和對干擾變化不敏感等優點，故將滑模變結構調節器應用于位置環。其結構框圖如圖7。其狀態方程為

其中，θ^*為位置給定，θ系統實際運行時的位置值。e₁＝θ^*-θ、由此得

取位置環滑模切換函數為

s＝ce₁+e₂ (12)

則位置滑模的輸出為

ω^*＝ψ₁e₁+ψ₂e₂+δ_psgn(s_p) (13)

式中有

上式中α₁、β₁、α₂、β₂、δ_p的取值應滿足下面的條件：

從而確定位置滑模變結構調節器的各個參數。

本發明中上述實施例中包含了對掌屈/背伸，尺偏/橈偏，旋轉三個自由度的控制，使患者腕部能夠得到全面、充分的康復訓練。

綜上實施例可以看出：

本發明通過力傳感器及扭矩傳感器檢測人體腕部施加給設備的力，根據作用力信息確定電機提供的助力，使患者腕部保持恒定大小的、在可承受范圍內的力，充分發揮患者已恢復的運動能力，實現助動訓練。

本發明控制系統所用力反饋算法簡單，與采用腦電信號或肌電信號作為反饋的方法相比，具有檢測精度高、可操作性強、穩定性強、成本低的特點。

本發明結合了力反饋實現位置轉速電流三閉環控制，能夠滿足助動訓練模式下的控制要求，與單環控制相比，具有響應速度快，跟蹤精度高，魯棒性強的顯著優勢，非常適合腕部康復機器人的控制。

以上對本發明的具體實施例進行了描述。需要理解的是，本發明并不局限于上述特定實施方式，本領域技術人員可以在權利要求的范圍內做出各種變形或修改，這并不影響本發明的實質內容。