專利名稱：一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器人的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)和訓(xùn)練方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及輔助醫(yī)療康復(fù)訓(xùn)練設(shè)備領(lǐng)域，尤其涉及一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器 人用于給患者關(guān)節(jié)提供康復(fù)訓(xùn)練的系統(tǒng)和訓(xùn)練方法。
背景技術(shù)：
功能性電刺激(Functional electrical stimulation，簡稱FES)能夠通過電流人 工刺激指定的肌肉組織，從而引起肌肉收縮，這樣可以訓(xùn)練肌肉力量和產(chǎn)生感覺反應(yīng)并反 饋給大腦，以使促進(jìn)神經(jīng)肌肉運(yùn)動功能的重塑?？祻?fù)機(jī)器人(robot)系統(tǒng)能夠提供外部機(jī)械支持給身體部分，如偏癱側(cè)肢體部 分，幫助患者訓(xùn)練相應(yīng)的肢體運(yùn)動，以使提高相關(guān)的感覺運(yùn)動功能。所述FES和康復(fù)機(jī)器人 都用于殘疾人的康復(fù)。然而，現(xiàn)有技術(shù)中大部分FES和robot系統(tǒng)通常以被動方式應(yīng)用于癱瘓肢體的治 療，比如說，來自FES或robot的輔助支持不是和自主運(yùn)動意識直接相關(guān)的。依據(jù)神經(jīng)康 復(fù)理論，有自主意識參于下的肢體康復(fù)訓(xùn)練比被動的肢體運(yùn)動更有利于神經(jīng)肌肉功能的重 塑。雖然一些FES和機(jī)器人系統(tǒng)含有自主運(yùn)動觸發(fā)輸入，如利用肌電或扭矩來表征自主運(yùn) 動，然而，這些系統(tǒng)僅使用自主運(yùn)動輸入作為觸發(fā)信號去啟動系統(tǒng)的輔助支持，系統(tǒng)啟動后 的輔助支持不再和自主運(yùn)動意相關(guān)；同時(shí)，此類FES或機(jī)器人提供的訓(xùn)練任務(wù)往往以被動 的方式由程序設(shè)定，而不能在執(zhí)行訓(xùn)練任務(wù)時(shí)提供實(shí)時(shí)連續(xù)的人機(jī)交互。在傳統(tǒng)的FES系 統(tǒng)中，在刺激和肌肉收縮之間存在有反應(yīng)時(shí)差，并且大部分的FES系統(tǒng)一般也采用預(yù)編程 的被動訓(xùn)練運(yùn)動方式，缺乏實(shí)時(shí)人機(jī)交互。現(xiàn)有的FES技術(shù)中，一對FES電極只可有效刺激 一塊目標(biāo)肌肉。如果指定訓(xùn)練任務(wù)中包括了多塊肌肉或多個肌肉群，那么在僅用FES作為 訓(xùn)練手段的系統(tǒng)中對于電極數(shù)目以及電極尺寸要求就會增加；同時(shí)，如果FES所引起的肌 肉收縮力度不足以便肢體完成指定訓(xùn)練動作所要求的位置或速度(例如對于有肌肉萎縮 的患者)，那么其訓(xùn)練效果也會受到影響。因?yàn)?，成功完成目?biāo)動作對于肢體運(yùn)動感覺的恢 復(fù)是重要的。機(jī)器人在訓(xùn)練任務(wù)中可以給偏癱肢體提供外源性的機(jī)械支持，這就可避免在 FES訓(xùn)練系統(tǒng)中由于患側(cè)肌力不足而無法完成訓(xùn)練任務(wù)的現(xiàn)象；而且機(jī)器人在被測的生物 反饋信號和電動刺激器之間不存在長時(shí)間的反應(yīng)時(shí)間。然而與FES訓(xùn)練模式相比較，在單 純的機(jī)器人輔助訓(xùn)練中，系統(tǒng)是通過關(guān)節(jié)點(diǎn)來訓(xùn)練相應(yīng)的肌肉組，但是這種訓(xùn)練不能針對 具體某一塊肌肉，如在肌肉訓(xùn)練的選擇性上比FES性能低。由于機(jī)器人系統(tǒng)使用外部電機(jī) 去提供輔助力量而不是利用人體本身的肌肉系統(tǒng)，雖然這樣在完成訓(xùn)練動作的質(zhì)量上會優(yōu) 于FES，但是在長期的肌力訓(xùn)練效果上會不如FES那樣直接利用病人自己的肌肉產(chǎn)生輔助 力量。FES所引起的肌肉收縮也可以刺激肌肉內(nèi)的感覺傳入神經(jīng)并將來自身體內(nèi)的自然感 知刺激反饋給中樞神經(jīng)系統(tǒng)。這種由FES引起的感覺通路的強(qiáng)化在訓(xùn)練期間可以幫助神經(jīng) 通路的重建及運(yùn)動功能再學(xué)習(xí)。目前，F(xiàn)ES和機(jī)器人在康復(fù)訓(xùn)練應(yīng)用中都是獨(dú)立的系統(tǒng)，還 沒有結(jié)合這兩種系統(tǒng)來對患者關(guān)節(jié)進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練的裝置和訓(xùn)練方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個目的是提供一種結(jié)合FES和Robot兩種功能的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)，以使 能夠更好地幫助患者進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。為了實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器人的康復(fù)訓(xùn)練系 統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括功能性電刺激部件、機(jī)器人部件、以及分別與功能性電刺激部件和機(jī)器人 部件相連接的控制單元；其中所述功能性電刺激部件，設(shè)有多個肌電電極陣列、多個FES電極陣列和多個 通道FES發(fā)生器；其中所述機(jī)器人部件，設(shè)有提供輔助扭矩支持的機(jī)械臂、帶動機(jī)械臂進(jìn)行旋轉(zhuǎn)運(yùn) 動的電動機(jī)；其中所述控制單元，接收所述肌電電極陣列所感應(yīng)到的生物電信號，按照功能性 電刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的模式或追蹤誤差閾值可調(diào)模式，實(shí)時(shí)控制所述功 能性電刺激部件和所述機(jī)器人部件，使所述功能性電刺激部件中的FES發(fā)生器通過FES電 極陣列刺激患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群，以及使所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助扭矩。根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述功能性電刺激部件與機(jī)器人部件 輔助比例可調(diào)的模式為所述控制單元按照公式(1)控制所述功能性電刺激部件和所述機(jī) 器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助支持Ass(FES，robot) = a*Ass(FES)+b*Ass(Robot)(1)其中Ass(FES)為所述功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持， Ass (robot)為所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，a和b為電刺激部件和機(jī)器人 部件預(yù)先定義的輔助百分值。所述追蹤誤差閾值可調(diào)模式為所述控制單元依據(jù)公式(2)選擇性地并行控制或 單獨(dú)控制電刺激部件和機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助支持
\ Ass(FES),Error < Threshold , ^、Ass{FES,robot) = \(2)其中，Ass(FES)為功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，Ass (robot)為 機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，a和b為電刺激部件和機(jī)器人部件預(yù)先定義的輔 助百分值，Error是追蹤患者關(guān)節(jié)訓(xùn)練目標(biāo)值和實(shí)際值之間的誤差值，Threshold是用來判 定選擇性地開啟輔助支持的誤差閥值。所述功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助支持定義為
圳爾) = Ρ“C3)
l、ax*M￡+/re 在伸展追蹤階段其中，Ass (FES)是到達(dá)患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群的輔助激勵電流，Imax是最大施加到對抗 肌上的激勵電流，Itf與Ite是分別作用于屈肌與伸肌上引起肌肉收縮的閾值電流。
定義為公式⑷
,, EMGfif -EMGk,」、Mm=J(4)
EMGmax-EMGr
7
其中，EMGf7e是患者關(guān)節(jié)對應(yīng)肌群在訓(xùn)練追蹤期間彎曲或伸展追蹤階段的生物電 信號，EMGk是肌肉在靜息狀態(tài)時(shí)的平均生物電信號，以及EMGmax是肌肉在等長主動收縮期間 的最大生物電信號。所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助扭矩定義為
權(quán)利要求
一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器人的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)包括功能性電刺激部件、機(jī)器人部件、以及分別與功能性電刺激部件和機(jī)器人部件相連接的控制單元；其中所述功能性電刺激部件，設(shè)有多個肌電電極陣列、多個FES電極陣列和多個通道FES發(fā)生器；其中所述機(jī)器人部件，設(shè)有提供輔助扭矩支持的機(jī)械臂、帶動機(jī)械臂進(jìn)行旋轉(zhuǎn)運(yùn)動的電動機(jī)；其中所述控制單元，接收所述肌電電極陣列所感應(yīng)到的生物電信號，按照功能性電刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的模式或追蹤誤差閾值可調(diào)模式，實(shí)時(shí)控制所述功能性電刺激部件和所述機(jī)器人部件，使所述功能性電刺激部件中的FES發(fā)生器通過FES電極陣列刺激患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群，以及使所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助扭矩。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述功能性電刺激部件與機(jī)器人部件輔 助比例可調(diào)的模式為所述控制單元按照公式(1)控制所述功能性電刺激部件和所述機(jī)器 人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助支持Ass(FES, robot) = a*Ass(FES)+b*Ass(Robot)(1)其中Ass(FES)為所述功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，Ass (robot)為 所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，a和b為電刺激部件和機(jī)器人部件預(yù)先定義 的輔助百分值。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述追蹤誤差閾值可調(diào)模式為所述控制 單元依據(jù)公式(2)選擇性地并行控制或單獨(dú)控制電刺激部件和機(jī)器人部件提供給患者關(guān) 節(jié)輔助支持 Ass(FES),Error < ThresholdAss{FES,robot) = \ V ^(2)[a* Ass(FES) + b* Ass(robot) Error > Threshold其中，Ass(FES)為功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，Ass (robot)為機(jī)器 人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，a和b為電刺激部件和機(jī)器人部件預(yù)先定義的輔助百 分值，Error是追蹤患者關(guān)節(jié)訓(xùn)練目標(biāo)值和實(shí)際值之間的誤差值，Threshold是用來判定選 擇性地開啟輔助支持的誤差閥值。
4.根據(jù)權(quán)利要求1-3任意一項(xiàng)所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述功能性電刺激部件提供 給患者關(guān)節(jié)輔助支持定義為▲料(3)Kax ^ii +Α·. 在伸展追蹤階段其中，Ass (FES)是到達(dá)患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群的輔助激勵電流，Imax是最大施加到對抗肌上 的激勵電流，Itf與Ite是分別作用于屈肌與伸肌上引起肌肉收縮的閾值電流。Mf和Me定義 為公式(4)M EMGflli-EMGli(4)EMG隱-EMGr其中，EMGf7e是患者關(guān)節(jié)對應(yīng)肌群在訓(xùn)練追蹤期間彎曲或伸展追蹤階段的生物電信號， EMGe是肌肉在靜息狀態(tài)時(shí)的平均生物電信號，以及EMGmax是肌肉在等長主動收縮期間的最大生物電信號。
5.根據(jù)權(quán)利要求1-3任意一項(xiàng)所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助扭矩定義為\TF*MF 在彎曲追蹤階段…Assirobot)-^^ 在伸展追蹤階段⑴其中，Ass (robot)表示為在追蹤目標(biāo)彎曲階段或者伸展階段電動機(jī)產(chǎn)生的輔助扭矩； Tf和Te分別是患者在肌肉等長收縮期間的扭矩的最大值Me定義為公式(6) EMGfie-EMGr⑷EMGuax-EMGr其中，EMGf7e是患者關(guān)節(jié)對應(yīng)肌群在訓(xùn)練追蹤期間彎曲或伸展追蹤階段的生物電信號， EMGe是肌肉在靜息狀態(tài)時(shí)的平均EMG信號，以及EMGmax是肌肉在等長主動收縮期間的最大 生物電信號。
6.根據(jù)權(quán)利要求1-3任意一項(xiàng)所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述機(jī)器人部件提供給患者 關(guān)節(jié)多處肌肉的輔助扭矩定義為Ass(Robot)=Σ 0,·ΤΡ|,·ΜΡ| ,在彎曲階段‘；'(7)Σ ^·Τε|ι·Με|ι,在伸展階段其中，i表示肌肉的名稱，Ass (robot)表示為在追蹤目標(biāo)彎曲階段或者伸展階段電動 機(jī)對多處關(guān)節(jié)產(chǎn)生的輔助扭矩而為機(jī)器人肌肉附助系數(shù)，表示肌肉i的貢獻(xiàn)，范圍在一 1 到1之間；TE|i和TF|i分別是患者肌肉i在肌肉等長收縮期間的扭矩的最大值；MF|i和ME|i定 義為公式⑶EMGrn , -EMGol,、Mnpl.-——^-^(8)“4 EMGMAxrEMGR]i其中，EMGF/E|i是患者關(guān)節(jié)肌肉i在訓(xùn)練追蹤期間彎曲或伸展追蹤階段的生物電信號， EMGeu是肌肉i在靜息狀態(tài)時(shí)的平均生物電信號，以及EMGtttxli是肌肉i在等長主動收縮期 間的最大生物電信號。
7.根據(jù)權(quán)利要求1-3任意一項(xiàng)所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述功能性電刺激部件提供 給患者關(guān)節(jié)多處肌肉的輔助支持定義為Ass(FES)=YKr在彎曲階段‘1(9)Σ^+^v 在伸展階段其中，Imaxii,是施加到收縮肌i上的最大激勵電流；Ki為電刺激肌肉附助系數(shù)，表示肌 肉i的權(quán)重，范圍在-1到1之間；ITF|I和ITE|i分別為在彎曲或伸展階段加在收縮肌i上引 起肌肉收縮的閾值電流;MF|i和ME|i定義為公式(10)EMGripl- - EMGlfl, 、Mnn 二~~^-1(10)/:丨’EMGmax1i-EMGr1i其中，EMGF/E|i是患者關(guān)節(jié)肌肉i在訓(xùn)練追蹤期間彎曲或伸展追蹤階段的生物電信號，EMGeu是肌肉i在靜息狀態(tài)時(shí)的平均生物電信號，以及EMGtttxli是肌肉i在等長主動收縮期 間的最大生物電信號。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)還包括肌電信號處理部件和數(shù) 據(jù)采集部分，其中所述肌電電極陣列感應(yīng)到的生物電信號通過所述肌電處理部件進(jìn)行全波 整流放大和濾波后，再通過所述數(shù)據(jù)采集部分輸入到控制單元。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述機(jī)器人部件還包括連接在機(jī)械臂和 電動機(jī)之間的扭矩傳感器和角度傳感器，用來測量患者關(guān)節(jié)所產(chǎn)生的扭矩和角度信號。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述生物電信號是一組包括肌電圖EMG 信號、肌動圖MMG信號、腦電圖EEG信號、神經(jīng)電圖ENG信號中的任意一種。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)進(jìn)一步地包括與控制單元相連 的存儲器和人機(jī)界面部分，所述存儲器用于存儲控制單元所獲得的訓(xùn)練期間有關(guān)執(zhí)行情況 的相應(yīng)信號；所述人機(jī)界面部分用來實(shí)時(shí)顯示訓(xùn)練的執(zhí)行情況，并提供給感官反饋給用戶。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述有關(guān)執(zhí)行情況的相應(yīng)信號為輔助 扭矩信號、角度信號、扭矩或者生物電信號。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述輔助扭矩是與患者想要運(yùn)動方向一 致的輔助力矩，或者是與患者想要運(yùn)動方向相反的阻力力矩。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，其特征在于，所述系統(tǒng)還包括干擾抑制部件，用于將 所述肌電電極感應(yīng)到的生物電信號中的干擾信號去除。
15.一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器人的康復(fù)訓(xùn)練方法，其特征在于，所述方法采用權(quán)利 要求1所述的系統(tǒng)根據(jù)下列步驟對患者關(guān)節(jié)進(jìn)行訓(xùn)練肌電電極陣列從患者相關(guān)肌肉群中感應(yīng)獲取生物電信號，并傳輸給控制單元；控制單元根據(jù)所述生物電信號，按照功能性電刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的 模式或追蹤誤差閾值可調(diào)模式，實(shí)時(shí)控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件，使所述功 能性電刺激部件刺激患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群和所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助扭矩。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的康復(fù)訓(xùn)練方法，其特征在于，所述控制單元按照功能性電 刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的模式控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件進(jìn) 一步包括下列步驟預(yù)先設(shè)定功能性電刺激部件與機(jī)器人部件的輔助比例和訓(xùn)練動作達(dá)標(biāo)值；所述控制單元按照輔助比例分別控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件開始訓(xùn)練；若訓(xùn)練動作達(dá)到所述訓(xùn)練動作達(dá)標(biāo)值，則降低所述功能性電刺激部件與機(jī)器人部件的 輔助支持，否則維持原有的輔助設(shè)定；其中所述功能性電刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的模式為所述控制單元按照 公式(11)中的a和b值來控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件Ass(FES,robot) = a*Ass(FES)+b*Ass(Robot)(11)其中Ass(FES)為所述功能性電刺激部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，Ass (robot)為 所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)的輔助支持，a和b為功能性電刺激部件和機(jī)器人部件預(yù) 先設(shè)定的輔助百分值。
17.根據(jù)權(quán)利要求15述的康復(fù)訓(xùn)練方法，其特征在于，所述控制模式按照追蹤誤差閾值可調(diào)模式控制控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件進(jìn)一步包括下列步驟 預(yù)先設(shè)定追蹤誤差閾值和和訓(xùn)練動作達(dá)標(biāo)值；所述控制單元按照輔助比例分別控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件開始訓(xùn)練；若訓(xùn)練動作達(dá)到所述訓(xùn)練動作達(dá)標(biāo)值，則降低所述功能性電刺激部件與機(jī)器人部件的輔助支持，否則維持原有的輔助設(shè)定；其中所述追蹤誤差閾值可調(diào)模式為所述控制單元按照公式(12)中的誤差閾值Threshold來控制所述功能性電刺激部件和機(jī)器人部件
全文摘要
本發(fā)明提出一種結(jié)合功能性電刺激和機(jī)器人的康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)及訓(xùn)練方法。所述系統(tǒng)包括功能性電刺激部件、機(jī)器人部件、以及分別與功能性電刺激部件和機(jī)器人部件相連接的控制單元；其中所述控制單元，接收生物電信號，按照功能性電刺激部件與機(jī)器人部件輔助比例可調(diào)的模式或追蹤誤差閾值可調(diào)模式，實(shí)時(shí)控制所述功能性電刺激部件和所述機(jī)器人部件，使所述功能性電刺激部件刺激患者關(guān)節(jié)相應(yīng)肌群，以及使所述機(jī)器人部件提供給患者關(guān)節(jié)輔助扭矩。本發(fā)明可以應(yīng)用于漸進(jìn)交互式肘關(guān)節(jié)，腕關(guān)節(jié)，膝關(guān)節(jié)，踝關(guān)節(jié)，和肩關(guān)節(jié)的康復(fù)，幫助患者在改善的運(yùn)動空間里進(jìn)行主動康復(fù)訓(xùn)練，極大地加快患側(cè)關(guān)節(jié)的運(yùn)動功能恢復(fù)。
文檔編號A61B5/0488GK101961527SQ200910158210
公開日2011年2月2日 申請日期2009年7月21日 優(yōu)先權(quán)日2009年7月21日
發(fā)明者李睿, 湯啟宇, 胡曉翎 申請人:香港理工大學(xué)