一种智能上肢运动康复器械及其方法

1.本发明属于康复器械设计领域，具体涉及一种智能上肢运动康复器械及其方法。


背景技术：

2.由脑卒中等疾病导致的上运动神经元损伤会导致偏瘫甚至痉挛等问题，严重的话会影响日常生活。康复医学理论已经证明重复性的上肢活动能够改善患者的偏瘫程度，并且能够改善关节活动度，提升肌肉活性。传统的人工康复训练方式主要依赖医生的临床经验来判断患者的障碍程度并依此进行重复性的关节活动。缺点是效率低下并且成本较高。
3.为了减轻医生负担并且提高康复效率，康复辅助机械被用于康复训练。目前主流的器械分为末端牵引式康复器械与外骨骼式康复器械，前者结构较为简单，易于控制，但是不能很好的固定患者关节，训练针对性不高；后者可以完全包裹患者手臂，对各关节进行独立的训练，但是整体结构复杂，体积一般较大。总体而言，上述两种辅助器械都存在专业性较强、成本较高、不便携等问题，一般只能在康复医院使用，不能满足我国需要康复人口如此庞大且复杂的现状。设计便携小型化的智能上肢运动康复器械对于解决居家康复训练的需求具有重大意义。


技术实现要素：

4.本发明的目的在于克服现有技术中的缺陷，并提供一种智能上肢运动康复器械及其方法。本发明包括运动训练模块与功能性电刺激模块，运动训练模块包括一台永磁同步电机及其驱动系统与传动系统，驱动系统可对永磁同步电机完成转矩控制、速度控制与位置控制；传动系统为蜗轮蜗杆结构，实现减速与增大扭矩的效果。该上肢运动康复器械具有多种训练模式，能够锻炼上肢肌力，改善关节活动度，并且通过一种基于全连接神经网络的方法评估使用者施加扭矩，评估肌力并检测痉挛。另外结合功能性电刺激模块在判断使用者发力区间的基础上对相关肌肉进行电刺激激活。
5.本发明所采用的具体技术方案如下：
6.第一方面，本发明提供了一种智能上肢运动康复器械，包括运动训练模块与功能性电刺激模块；
7.所述运动训练模块位于由器械外壳和器械底座构成的内部腔室中，包括永磁同步电机、电机传动模块与电机驱动模块；所述器械底座内部集成电源模块，电源模块用于为整个运动训练模块与功能性电刺激模块提供工作电压；
8.所述电机传动模块包括涡轮和蜗杆，永磁同步电机的输出轴与蜗杆的一端传动连接，蜗杆的另一端与涡轮啮合传动连接；涡轮的传动输出轴位于其中轴上，且两端分别连接有位于所述内部腔室外的第一握把和第二握把；
9.所述电机驱动模块通过驱动板固定装置与永磁同步电机相连，包括arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块；所述arm主控模块用于处理采集得到的数据并发送控制指令到电机栅极驱动器模块；所述电机栅极驱动器
模块用于通过控制mos管开闭频率控制永磁同步电机；所述磁编码器模块用于检测固定在驱动板固定装置上的磁铁旋转以获得永磁同步电机的位置，并通过spi与arm主控模块通讯；所述耗散电路模块外接耗散电阻，用于及时释放被动驱动时输入器械的能量；所述adc采样模块用于通过采样电阻测量永磁同步电机的三相电流值；
10.所述功能性电刺激模块通过电源数据线与所述电源模块相连，包括上臂固定外壳、第一上臂肌肉刺激电极、第二上臂肌肉刺激电机、三角肌刺激电极与冈上肌刺激电极；所述上臂固定外壳为柔性材质，能与使用者大臂固定连接；上臂固定外壳的内壁设有第一上臂肌肉刺激电极与第二上臂肌肉刺激电机，外部通过电线连接有三角肌刺激电极与冈上肌刺激电极。
11.作为优选，所述永磁同步电机的输出端外壳与电机传动固定座的一端相连，电机传动固定座的另一端连接有第一传动固定侧板、第二传动固定侧板以及传动固定顶板；第一传动固定侧板、第二传动固定侧板以及传动固定顶板分别与器械外壳相连，并共同构成蜗杆的上罩壳结构；所述传动固定顶板底部沿蜗杆轴向间隔固定有第一轴承座与第二轴承座，蜗杆分别通过蜗杆轴承安装在第一轴承座与第二轴承座上；所述涡轮两侧分别设有第一涡轮固定侧板和第二涡轮固定侧板，涡轮通过第一涡轮联轴器与第二涡轮联轴器固定并与蜗杆精确啮合。
12.作为优选，所述上臂固定外壳的一侧设有第一粘扣带刺毛端和第二粘扣带刺毛端，另一侧设有第一粘扣带圆毛端和第二粘扣带圆毛端；上臂固定外壳能通过第一粘扣带刺毛端和第一粘扣带圆毛端以及第二粘扣带刺毛端和第二粘扣带圆毛端实现与使用者大臂的固定连接。
13.作为优选，所述arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块集成设计在同一块电路板上，通过驱动板固定装置使该电路板与永磁同步电机保持中心对齐，使磁编码器模块与永磁同步电机保证最佳测量位姿。
14.第二方面，本发明提供了一种如第一方面任一所述智能上肢运动康复器械的永磁同步电机的控制方法，具体如下：
15.忽略铜损与电感储能变化，永磁同步电机可建模如下：
16.电磁功率如下：
[0017][0018]
电角度与机械角度关系：
[0019]
ωe＝n
p
ωm[0020]
电磁转矩计算如下：
[0021][0022]
转子运动方程：
[0023][0024][0025]
其中pe表示电磁功率，ωe表示电角速度，ωm表示机械角速度，表示机械角加速
度，ψf表示转子永磁体磁链，iq表示交轴电流，id表示直轴电流，lq表示交轴电感，ld表示直轴电感，n
p
表示永磁同步电机极对数，te表示电磁转矩，t
l
表示负载转矩，j表示永磁同步电机转子转动惯量，b表示速度粘滞系数，g
motor
(s)表示永磁同步电机传递函数，s表示传递函数的复频率；
[0026]
基于永磁同步电机建模完成对其的转矩控制、速度控制与位置控制这三种基本控制方法，基于三种基本控制方法完成主动模式与被动模式两种训练模式；主动模式时，使用者主动发力带动康复器械转动，康复器械可以调整转动的阻力，适应不同的训练需求；被动模式时，康复器械以一定的速度带动使用者上肢旋转，速度可以平顺地调节。
[0027]
第三方面，本发明提供了一种如第一方面任一所述智能上肢运动康复器械的耗散电路模块的控制方法，具体如下：
[0028]
通过耗散电阻将输入的能量转换成热能耗散掉，依据当前总线电流以及电源电压的值来控制耗散电路pwm的占空比，以控制电流通过耗散电阻的时长；
[0029]
根据永磁同步电机总线功率与交轴直轴功率之间的关系式：
[0030][0031]
其中，uq为交轴电压，iq为交轴电流，ud为直轴电压，id为直轴电流，u
bus
为总线电压，i
bus
为总线电流；移项后可以得到总线电流的计算公式：
[0032][0033]
如果总线电流被反向输入电源，则被称作再生电流；为了保护电源，认为再生电流对于电源都是有害的，即最大再生电流为0；电源电压可以直接通过adc采样得到，占空比设定值可以通过如下计算方法得到：
[0034][0035]
if duty＞1∶duty＝1
[0036]
else if duty＜0∶duty＝0
[0037]
其中duty为占空比，受到总线电流与电源电压两方面的影响，无论是存在反相输入电源的电流还是电源电压过高，都会使占空比增大；r
brake
为耗散电阻阻值；u
end
,u
start
为开启耗散电路相关电压参数，即电源电压达到u
start
时开始开启耗散电路，达到u
end
时则完全开启耗散电路，此时pwm占空比设置为1。
[0038]
第四方面，本发明提供了一种如第一方面任一所述智能上肢运动康复器械的基于全连接神经网络扭矩自感知方法，具体如下：
[0039]
搭建五层的全连接神经网络，包含一个输入层，三个隐藏层与一个输出层；输入层包括现在时刻速度、上一时刻速度、现在时刻位置误差、上一时刻位置误差以及现在时刻交轴电流值，总计5个值；位置误差值表示在位置控制模式下，实际位置与目标位置之间的差值；三个隐藏层相同，都包含12个神经元节点，每个节点的激活函数均采用sigmoid激活函数，表示如下：
[0040]
[0041]
输出层包含感知得到的力矩值一个值，并且不再包含激活函数；
[0042]
收集本康复器械使用过程中内部永磁同步电机实时位置误差值、速度值、交轴电流值以及外部扭矩传感器记录的扭矩值；对数据进行整理，分割为训练集、验证集与测试集，归一化；使用训练集训练上述结构的全连接神经网络，采用如下交叉熵作为损失函数：
[0043][0044]
其中j表示损失函数优化目标，m表示训练集总样本数，n表示当前样本序号，vm表示第m个样本通过神经网络的输出值，ym表示第m个样本的实际外部扭矩值；由于j是一个非凸函数，优化方法选用共轭梯度法或者拟牛顿法；
[0045]
基于上述外部扭矩估计方法，可以在训练过程中监测使用者痉挛发生情况。使用者在进行康复训练过程中若发生痉挛，永磁同步电机检测到的加速度与估计外部扭矩都会产生一个较大的峰值，接着迅速下降到一个稍低一些的值并保持一段时间，然后下降为0；对应了痉挛产生时肌张力突然升高，阻碍了本来的牵张活动，然后肌张力保持一段时间，最后在肌肉放松后肌张力消失；
[0046]
将加速度与转矩加速度作为判断是否发生痉挛的标准，设定加速度与转矩加速度的阈值，一旦二者的实际值同时超过该阈值，便认为发生了痉挛，立即停止训练过程。
[0047]
第五方面，本发明提供了一种如第一方面任一所述智能上肢运动康复器械的基于发力区间的功能性电刺激模块使用方法，具体如下：
[0048]
使用者在连续转动本康复器械时，各侧上肢发力具有一定的周期性特征；旋转训练器械一周的过程中可以分为左手发力区间与右手发力区间，左手发力区间即为主要由左手发力带动器械转动的角度区间，右手发力区间即为主要由右手发力带动器械转动的角度区间；认为使用者的左右手发力区间大小应该相等，即均为180
°
；偏瘫使用者在患侧手发力区间使用健侧手补偿，首先评估偏瘫使用者健侧手发力区间，其互补区间即为患侧手发力取间；令健侧手发力区间为(start,start+180
°
)，start表示健侧手发力区间的起始角度；设定一定的转动阻力，让使用者只使用健侧手主动连续均匀转动样机，通过在0～360
°
范围内枚举start值，计算各取值时健侧手发力区间平均功率，使得平均功率最大的start值即为发力区间评估结果；
[0049]
功能性电刺激模块通过上臂固定外壳固定于使用者上臂，电刺激部位为偏瘫侧的冈上肌、三角肌、肱二头肌和肱三头肌；在患侧发力区间给予冈上肌、三角肌与肱三头肌电刺激；健侧发力区间给予肱二头肌刺激，交替进行，刺激频率指定为低频50hz，刺激强度根据本康复器械感知到的肌力实时调整，计算公式如下：
[0050][0051]
其中s为电流刺激强度，单位ma；s
max
为当前最大刺激电流值，根据患者舒适程度调整并且不超过100ma；t
user
为通过全连接神经网络估计得到的外部扭矩值；t
max
为当前使用者施加的扭矩峰值。
[0052]
本发明相对于现有技术而言，具有以下有益效果：
[0053]
本发明设计了一种结构紧凑、功能丰富、智能上肢运动康复器械，该上肢康复训练
器械具有多种训练模式，能够锻炼上肢肌力，改善关节活动度，并能通过一种基于全连接神经网络的方法评估使用者施加扭矩，评估肌力并检测痉挛。另外结合功能性电刺激模块在判断使用者发力区间的基础上对相关肌肉进行电刺激激活。相比医院中大型的康复训练器械，本器械更适合日常家用场景，能减小医生工作量、提升康复效率。
附图说明
[0054]
图1是本实施例提供的上肢运动康复器械内部结构图；
[0055]
图2是本实施例提供的上肢运动康复器械蜗轮蜗杆传动部分结构图；
[0056]
图3是本实施例提供的上肢运动康复器械与功能性电刺激模块示意图；
[0057]
图4是本实施例提供的上肢运动康复器械驱动器印刷电路板示意图；
[0058]
图5是本实施例提供的上肢运动康复器械驱动器电路原理图；
[0059]
图6是本实施例提供的上肢运动康复器械工作流程示意图；
[0060]
图7是本实施例提供的上肢运动康复器械耗散电路模块原理图；
[0061]
图8是本实施例提供的上肢运动康复器械扭矩估计神经网络示意图；
[0062]
图9是本实施例提供的上肢运动康复器械发力区间判定示意图；
[0063]
附图标记为：永磁同步电机1、驱动板固定装置2、电机驱动模块3、耗散电阻4、器械外壳5、器械底座6、电机传动固定座7、第一传动固定侧板8、第一涡轮固定侧板9、第一轴承座10、传动输出轴11、第一握把12、传动固定顶板13、蜗杆14、涡轮15、第一涡轮联轴器16、第二涡轮固定侧板17、第二涡轮联轴器18、第二握把19、第二轴承座20、蜗杆轴承21、第二传动固定侧板22、电源数据线23、第一上臂肌肉刺激电极24、第二上臂肌肉刺激电极25、第一粘扣带圆毛端26、第二粘扣带圆毛端27、第一粘扣带刺毛端28、第二粘扣带刺毛端29、上臂固定外壳30、三角肌刺激电极31、冈上肌刺激电极32。
具体实施方式
[0064]
下面结合附图和具体实施方式对本发明做进一步阐述和说明。本发明中各个实施方式的技术特征在没有相互冲突的前提下，均可进行相应组合。
[0065]
如图1～3所示，为本发明提供的一种智能上肢运动康复器械，该器械主要包括运动训练模块与功能性电刺激模块。
[0066]
本发明中，器械外壳5和器械底座6共同构成相对封闭的壳体结构，器械底座6内部集成电源模块。电源模块用于为整个运动训练模块与功能性电刺激模块提供工作电压。运动训练模块完全位于该壳体的内部腔室中，运动训练模块主要包括永磁同步电机1、电机传动模块与电机驱动模块3。
[0067]
本发明中，电机传动模块包括涡轮15、蜗杆14及其周围的连接固定装置。永磁同步电机1的输出轴与蜗杆14的一端传动连接，蜗杆14的另一端与涡轮15啮合传动连接。涡轮15的传动输出轴11位于其中轴上，且两端分别连接有位于内部腔室外的第一握把12和第二握把19。
[0068]
在本实施例中，连接固定装置具体如下：永磁同步电机1的输出端外壳与电机传动固定座7的一端相连，电机传动固定座7的另一端连接有第一传动固定侧板8、第二传动固定侧板22以及传动固定顶板13。第一传动固定侧板8、第二传动固定侧板22以及传动固定顶板
13分别与器械外壳5相连，第一传动固定侧板8和第二传动固定侧板22间隔固定于传动固定顶板13的底部，三者共同构成蜗杆14的上罩壳结构。
[0069]
本发明中，传动固定顶板13底部沿蜗杆14轴向间隔固定有第一轴承座10与第二轴承座20，蜗杆14分别通过蜗杆轴承21安装在第一轴承座10与第二轴承座20上。涡轮15两侧分别设有第一涡轮固定侧板9和第二涡轮固定侧板17，涡轮15通过第一涡轮联轴器16与第二涡轮联轴器18固定并与蜗杆14精确啮合。
[0070]
本发明中，如图4所示，电机驱动模块3通过驱动板固定装置2与永磁同步电机1相连，包括arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块。本发明中，arm主控模块用于处理采集得到的数据并发送控制指令到电机栅极驱动器模块。电机栅极驱动器模块用于通过控制mos管开闭频率控制永磁同步电机1。磁编码器模块用于检测固定在驱动板固定装置2上的磁铁旋转以获得永磁同步电机1的位置，并通过spi与arm主控模块通讯。耗散电路模块外接耗散电阻4，用于及时释放被动驱动时输入器械的能量。adc采样模块用于通过采样电阻测量永磁同步电机1的三相电流值。
[0071]
在本实施例中，优选将arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块集成设计在同一块电路板上，通过驱动板固定装置2使该电路板与永磁同步电机1保持中心对齐，使磁编码器模块与永磁同步电机1保证最佳测量位姿。
[0072]
本发明中，功能性电刺激模块通过电源数据线23与电源模块相连，包括上臂固定外壳30、第一上臂肌肉刺激电极24、第二上臂肌肉刺激电机25、三角肌刺激电极31与冈上肌刺激电极32。上臂固定外壳30为柔性材质，能与使用者大臂固定连接。上臂固定外壳30的内壁设有第一上臂肌肉刺激电极24与第二上臂肌肉刺激电机25，外部通过电线连接有三角肌刺激电极31与冈上肌刺激电极32。
[0073]
在本实施例中，上臂固定外壳30的一侧设有第一粘扣带刺毛端28和第二粘扣带刺毛端29，另一侧设有第一粘扣带圆毛端26和第二粘扣带圆毛端27。上臂固定外壳30能通过第一粘扣带刺毛端28和第一粘扣带圆毛端26以及第二粘扣带刺毛端29和第二粘扣带圆毛端27实现与使用者大臂的固定连接。
[0074]
在实际应用时，若忽略铜损与电感储能变化，永磁同步电机1可建模如下：
[0075]
电磁功率如下：
[0076][0077]
电角度与机械角度关系：
[0078]
ωe＝n
p
ωm[0079]
电磁转矩计算如下：
[0080][0081]
转子运动方程：
[0082][0083][0084]
其中pe表示电磁功率，ωe表示电角速度，ωm表示机械角速度，表示机械角加速
度，ψf表示转子永磁体磁链，iq表示交轴电流，id表示直轴电流，lq表示交轴电感，ld表示直轴电感，n
p
表示永磁同步电机1极对数，te表示电磁转矩，t
l
表示负载转矩，j表示永磁同步电机1转子转动惯量，b表示速度粘滞系数，g
motor
(s)表示永磁同步电机1传递函数，s表示传递函数的复频率；
[0085]
具体的，如图5所示，本实施例中永磁同步电机1的控制算法为矢量控制算法，控制输入量包括目标交轴电流与目标直轴电流采用的控制策略是令为0，即令定子旋转磁场空间矢量与转子磁场空间矢量正交，只需要控制大小。可以通过转矩控制、速度控制与位置控制3种控制方式得到的值。
[0086]
已经指定了与的值，还需要实际的iq与id值作为电流环的反馈量。永磁同步电机三相电流值令为ia、ib、ic通过栅极驱动器两路电流采样得到两相的电流值ia、ib，再通过基尔霍夫定律得到第三相的电流值：
[0087]
ic＝-i
a-ib[0088]
三相电流值经过clark等功率变换简化为两相相互正交电流值i
α
,i
β
：
[0089]iα
＝ia[0090][0091]
结合电机当前电角度θ，经过park变换将在固定坐标系下正弦变换的电流值转换为旋转坐标系下线性变换的电流值，采用比例-积分-微分控制器控制：
[0092]iq
＝i
α
cosθ+i
β
sinθ
[0093]
id＝i
α
sinθ+i
β
cosθ
[0094]
实际的iq与id值与目标值相减即得到误差值。通过电流环的比例-积分控制器，得到控制电压uq与ud，经过反park变换得到静止坐标系下的控制电压u
α
与u
β
：
[0095]uα
＝udcosθ-uqsinθ
[0096]uβ
＝uasinθ+uqcosθ
[0097]
根据u
α
与u
β
通过空间矢量脉宽调制扇区分析得到栅极驱动器三相pwm占空比，进而控制电机各相的通电情况，使电机旋转。
[0098]
基于矢量控制方法，对电机进行力矩控制、速度控制与位置控制三种基本控制模式。力矩控制模式下，需要输入力矩目标值，根据电机电磁转矩基本公式：
[0099][0100]
电机输出转矩与交轴电流iq成正比，采用比例控制器。速度控制模式下，输入速度目标值与实测速度值相减得到速度误差值，通过比例-积分控制器即得到控制iq值，添加积分项为了消除静态误差。位置控制模式下，输入位置的目标值，在速度控制的基础上添加位置闭环，该闭环采用比例控制器，实现对位置的控制。
[0101]
如图6所示，本实施例的训练模式包括主动模式与被动模式。主动模式时使用者主动发力带动康复器械转动，康复器械可以调整转动的阻力，适应不同的训练需求。此时采用力矩控制，永磁同步电机1输出与运动反向扭矩。被动模式时康复器械以一定的速度带动使
用者上肢旋转，速度可以平顺地调节，采用速度控制。训练过程中可以根据发力区间判定方法给予功能性电刺激辅助康复治疗，并可以设定训练时长，记录主动模式与被动模式分别的训练时长、活动圈数、平均速度、肌力、对称性等数据，在训练完成后显示出来。
[0102]
如图7所示，本实施例提供一种基于上述智能上肢运动康复器械的耗散电路模块的控制方法。电机目标使用场景是康复训练与评估，所以存在大量的被动驱动情况，并且上肢运动障碍患者会发生痉挛症状，产生对电机的反作用力。在采用稳压电源供电的情况下，如果不将这种输入电机的能量耗散掉，会造成电源电压升高，进而损坏电源。要将输入电机的这部分能量转换或者耗散掉，防止电源电压升高。
[0103]
本实施例通过耗散电阻将输入的能量转换成热能耗散掉，依据当前总线电流以及电源电压的值来控制耗散电路pwm的占空比，以控制电流通过耗散电阻的时长。根据永磁同步电机1总线功率与交轴直轴功率之间的关系式：
[0104][0105]
其中uq为交轴电压，iq为交轴电流，ud为直轴电压，id为直轴电流，u
bus
为总线电压，i
bus
为总线电流。移项后可以得到总线电流的计算公式：
[0106][0107]
如果总线电流被反向输入电源，则被称作再生电流。为了保护电源，认为再生电流对于电源都是有害的，即最大再生电流为0。电源电压可以直接通过adc采样得到，占空比设定值可以通过如下计算方法得到：
[0108][0109]
if duty＞1∶duty＝1
[0110]
else if duty＜0∶duty＝0
[0111]
其中duty为占空比，受到总线电流与电源电压两方面的影响，无论是存在反相输入电源的电流还是电源电压过高，都会使占空比增大。r
brake
为耗散电阻阻值；u
end
,u
start
为开启耗散电路相关电压参数，即电源电压达到u
start
时开始开启耗散电路，达到u
end
时则完全开启耗散电路，此时pwm占空比设置为1。
[0112]
如图8所示，本实施例提供一种利用本发明康复机械的基于全连接神经网络的扭矩自感知方法。为了能够评估本智能上肢运动康复器械使用者的肌力与肌功率，并及时检测并缓解痉挛，需要实时感知使用者对设备施加的扭矩。使用者在康复器械上施加的转矩为电机的负载，结合永磁同步电机1实际参数可以推导出实时使用者施加的扭矩如下：
[0113][0114]
其中t
user
表示使用者施加力矩，k
t
表示永磁同步电机1转矩常数，ωm表示机械角速度，iq表示交轴电流，f表示动摩擦力，j表示永磁同步电机1转子转动惯量，b表示速度粘滞系数。采用这种建模的方法要做到对扭矩准确的估计需要对永磁同步电机1相关参数的精确辨识，并且摩擦项f的建模十分困难。本发明提出一种基于全连接神经网络的永磁同步电机的扭矩自感知方法，将此问题由模型驱动转化为数据驱动，可以通过收集永磁同步电机
相关数据实时计算康复器械外部扭矩。
[0115]
搭建五层的全连接神经网络，包含一个输入层，三个隐藏层与一个输出层。输入层包括现在时刻速度、上一时刻速度、现在时刻位置误差、上一时刻位置误差以及现在时刻交轴电流值，总计5个值。位置误差值表示在位置控制模式下，实际位置与目标位置之间的差值。三个隐藏层相同，都包含12个神经元节点，每个节点的激活函数均采用sigmoid激活函数，表示如下：
[0116][0117]
输出层包含感知得到的力矩值一个值，并且不再包含激活函数。
[0118]
收集本康复器械使用过程中内部永磁同步电机1实时位置误差值、速度值、交轴电流值以及外部扭矩传感器记录的扭矩值。对数据进行整理，分割为训练集、验证集与测试集，归一化。使用训练集训练上述结构的全连接神经网络，采用如下交叉熵作为损失函数：
[0119][0120]
其中j表示损失函数优化目标，m表示训练集总样本数，m表示当前样本序号，vm表示第m个样本通过神经网络的输出值，ym表示第m个样本的实际外部扭矩值。由于j是一个非凸函数，优化方法选用共轭梯度法或者拟牛顿法。
[0121]
基于上诉外部扭矩估计方法，可以在训练过程中监测使用者痉挛发生情况。使用者在进行康复训练过程中若发生痉挛，永磁同步电机1检测到的加速度与估计外部扭矩都会产生一个较大的峰值，接着迅速下降到一个稍低一些的值并保持一段时间，然后下降为0。对应了痉挛产生时肌张力突然升高，阻碍了本来的牵张活动，然后肌张力保持一段时间，最后在肌肉放松后肌张力消失。
[0122]
将加速度与转矩加速度作为判断是否发生痉挛的标准，设定加速度与转矩加速度的阈值，一旦二者的实际值同时超过该阈值，便认为发生了痉挛，立即停止训练过程。
[0123]
如图9所示，本实施例提供一种基于发力区间的功能性电刺激模块使用方法。在训练过程中，评估使用者两侧上肢发力对称性并实时显示，以给使用者调整训练方式提供参考。并根据评估得到的对称性信息，控制功能性电刺激模块刺激当前发力肌肉群运动，激活肌肉运动能力，改善神经肌肉功能。
[0124]
使用者在连续转动本康复器械时，各侧上肢发力具有一定的周期性特征。旋转训练器械一周的过程中可以分为左手发力区间与右手发力区间，左手发力区间即为主要由左手发力带动器械转动的角度区间，右手发力区间同理。认为使用者的左右手发力区间大小应该相等，即均为180
°
。偏瘫使用者在患侧手发力区间使用健侧手补偿，首先评估偏瘫使用者健侧手发力区间，其互补区间即为患侧手发力取间。令健侧手发力区间为(start,start+180
°
)，start表示健侧手发力区间的起始角度。设定一定的转动阻力，让使用者只使用健侧手主动连续均匀转动样机，通过在0～360
°
范围内枚举start值，计算各取值时健侧手发力区间平均功率，使得平均功率最大的start值即为发力区间评估结果。
[0125]
功能性电刺激模块通过上臂固定外壳30与粘扣带固定于使用者上臂，电刺激部位为偏瘫侧的冈上肌、三角肌、肱二头肌和肱三头肌。在患侧发力区间给予冈上肌、三角肌与
肱三头肌电刺激；健侧发力区间给予肱二头肌刺激，交替进行，刺激频率指定为低频50hz，刺激强度根据本康复器械感知到的肌力实时调整，计算公式如下：
[0126][0127]
其中s为电流刺激强度，单位ma；s
max
为当前最大刺激电流值，根据患者舒适程度调整并且不超过100ma；t
user
为通过全连接神经网络估计得到的外部扭矩值；t
max
为当前使用者施加的扭矩峰值。
[0128]
本发明的康复器械具有多种训练模式，能够锻炼上肢肌力，改善关节活动度，并且通过一种基于全连接神经网络的方法评估使用者施加扭矩，评估肌力并检测痉挛。另外结合功能性电刺激模块在判断使用者发力区间的基础上对相关肌肉进行电刺激激活。相比医院中大型的康复训练器械，本器械结构紧凑，功能丰富，更适合日常家用场景，能减小医生工作量、提升康复效率。
[0129]
以上所述的实施例只是本发明的一种较佳的方案，然其并非用以限制本发明。有关技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以做出各种变化和变型。因此凡采取等同替换或等效变换的方式所获得的技术方案，均落在本发明的保护范围内。

技术特征：
1.一种智能上肢运动康复器械，其特征在于，包括运动训练模块与功能性电刺激模块；所述运动训练模块位于由器械外壳(5)和器械底座(6)构成的内部腔室中，包括永磁同步电机(1)、电机传动模块与电机驱动模块(3)；所述器械底座(6)内部集成电源模块，电源模块用于为整个运动训练模块与功能性电刺激模块提供工作电压；所述电机传动模块包括涡轮(15)和蜗杆(14)，永磁同步电机(1)的输出轴与蜗杆(14)的一端传动连接，蜗杆(14)的另一端与涡轮(15)啮合传动连接；涡轮(15)的传动输出轴(11)位于其中轴上，且两端分别连接有位于所述内部腔室外的第一握把(12)和第二握把(19)；所述电机驱动模块(3)通过驱动板固定装置(2)与永磁同步电机(1)相连，包括arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块；所述arm主控模块用于处理采集得到的数据并发送控制指令到电机栅极驱动器模块；所述电机栅极驱动器模块用于通过控制mos管开闭频率控制永磁同步电机(1)；所述磁编码器模块用于检测固定在驱动板固定装置(2)上的磁铁旋转以获得永磁同步电机(1)的位置，并通过spi与arm主控模块通讯；所述耗散电路模块外接耗散电阻(4)，用于及时释放被动驱动时输入器械的能量；所述adc采样模块用于通过采样电阻测量永磁同步电机(1)的三相电流值；所述功能性电刺激模块通过电源数据线(23)与所述电源模块相连，包括上臂固定外壳(30)、第一上臂肌肉刺激电极(24)、第二上臂肌肉刺激电机(25)、三角肌刺激电极(31)与冈上肌刺激电极(32)；所述上臂固定外壳(30)为柔性材质，能与使用者大臂固定连接；上臂固定外壳(30)的内壁设有第一上臂肌肉刺激电极(24)与第二上臂肌肉刺激电机(25)，外部通过电线连接有三角肌刺激电极(31)与冈上肌刺激电极(32)。2.根据权利要求1所述的一种智能上肢运动康复器械，其特征在于，所述永磁同步电机(1)的输出端外壳与电机传动固定座(7)的一端相连，电机传动固定座(7)的另一端连接有第一传动固定侧板(8)、第二传动固定侧板(22)以及传动固定顶板(13)；第一传动固定侧板(8)、第二传动固定侧板(22)以及传动固定顶板(13)分别与器械外壳(5)相连，并共同构成蜗杆(14)的上罩壳结构；所述传动固定顶板(13)底部沿蜗杆(14)轴向间隔固定有第一轴承座(10)与第二轴承座(20)，蜗杆(14)分别通过蜗杆轴承(21)安装在第一轴承座(10)与第二轴承座(20)上；所述涡轮(15)两侧分别设有第一涡轮固定侧板(9)和第二涡轮固定侧板(17)，涡轮(15)通过第一涡轮联轴器(16)与第二涡轮联轴器(18)固定并与蜗杆(14)精确啮合。3.根据权利要求1所述的一种智能上肢运动康复器械，其特征在于，所述上臂固定外壳(30)的一侧设有第一粘扣带刺毛端(28)和第二粘扣带刺毛端(29)，另一侧设有第一粘扣带圆毛端(26)和第二粘扣带圆毛端(27)；上臂固定外壳(30)能通过第一粘扣带刺毛端(28)和第一粘扣带圆毛端(26)以及第二粘扣带刺毛端(29)和第二粘扣带圆毛端(27)实现与使用者大臂的固定连接。4.根据权利要求1所述的一种智能上肢运动康复器械，其特征在于，所述arm主控模块、电机栅极驱动器模块、磁编码器模块、耗散电路模块以及adc采样电路模块集成设计在同一块电路板上，通过驱动板固定装置(2)使该电路板与永磁同步电机(1)保持中心对齐，使磁编码器模块与永磁同步电机(1)保证最佳测量位姿。5.一种如权利要求1～4任一所述智能上肢运动康复器械的永磁同步电机的控制方法，
其特征在于，具体如下：忽略铜损与电感储能变化，永磁同步电机(1)可建模如下：电磁功率如下：电角度与机械角度关系：ω
e
＝n
p
ω
m
电磁转矩计算如下：转子运动方程：转子运动方程：其中p
e
表示电磁功率，ω
e
表示电角速度，ω
m
表示机械角速度，表示机械角加速度，ψ
f
表示转子永磁体磁链，i
q
表示交轴电流，i
d
表示直轴电流，l
q
表示交轴电感，l
d
表示直轴电感，n
p
表示永磁同步电机(1)极对数，t
e
表示电磁转矩，t
l
表示负载转矩，j表示永磁同步电机(1)转子转动惯量，b表示速度粘滞系数，g
motor
(s)表示永磁同步电机(1)传递函数，s表示传递函数的复频率；基于永磁同步电机(1)建模完成对其的转矩控制、速度控制与位置控制这三种基本控制方法，基于三种基本控制方法完成主动模式与被动模式两种训练模式；主动模式时，使用者主动发力带动康复器械转动，康复器械可以调整转动的阻力，适应不同的训练需求；被动模式时，康复器械以一定的速度带动使用者上肢旋转，速度可以平顺地调节。6.一种如权利要求1～4任一所述智能上肢运动康复器械的耗散电路模块的控制方法，其特征在于，具体如下：通过耗散电阻(4)将输入的能量转换成热能耗散掉，依据当前总线电流以及电源电压的值来控制耗散电路pwm的占空比，以控制电流通过耗散电阻(4)的时长；根据永磁同步电机(1)总线功率与交轴直轴功率之间的关系式：其中，u
q
为交轴电压，i
q
为交轴电流，u
d
为直轴电压，i
d
为直轴电流，u
bus
为总线电压，i
bus
为总线电流；移项后可以得到总线电流的计算公式：如果总线电流被反向输入电源，则被称作再生电流；为了保护电源，认为再生电流对于电源都是有害的，即最大再生电流为0；电源电压可以直接通过adc采样得到，占空比设定值可以通过如下计算方法得到：
if duty＞1∶duty＝1else if duty＜0∶duty＝0其中duty为占空比，受到总线电流与电源电压两方面的影响，无论是存在反相输入电源的电流还是电源电压过高，都会使占空比增大；r
brake
为耗散电阻阻值；u
end
,u
start
为开启耗散电路相关电压参数，即电源电压达到u
start
时开始开启耗散电路，达到u
end
时则完全开启耗散电路，此时pwm占空比设置为1。7.一种如权利要求1～4任一所述智能上肢运动康复器械的基于全连接神经网络扭矩自感知方法，其特征在于，具体如下：搭建五层的全连接神经网络，包含一个输入层，三个隐藏层与一个输出层；输入层包括现在时刻速度、上一时刻速度、现在时刻位置误差、上一时刻位置误差以及现在时刻交轴电流值，总计5个值；位置误差值表示在位置控制模式下，实际位置与目标位置之间的差值；三个隐藏层相同，都包含12个神经元节点，每个节点的激活函数均采用sigmoid激活函数，表示如下：输出层包含感知得到的力矩值一个值，并且不再包含激活函数；收集本康复器械使用过程中内部永磁同步电机(1)实时位置误差值、速度值、交轴电流值以及外部扭矩传感器记录的扭矩值；对数据进行整理，分割为训练集、验证集与测试集，归一化；使用训练集训练上述结构的全连接神经网络，采用如下交叉熵作为损失函数：其中j表示损失函数优化目标，m表示训练集总样本数，m表示当前样本序号，v
m
表示第m个样本通过神经网络的输出值，y
m
表示第m个样本的实际外部扭矩值；由于j是一个非凸函数，优化方法选用共轭梯度法或者拟牛顿法；基于上述外部扭矩估计方法，可以在训练过程中监测使用者痉挛发生情况。使用者在进行康复训练过程中若发生痉挛，永磁同步电机(1)检测到的加速度与估计外部扭矩都会产生一个较大的峰值，接着迅速下降到一个稍低一些的值并保持一段时间，然后下降为0；对应了痉挛产生时肌张力突然升高，阻碍了本来的牵张活动，然后肌张力保持一段时间，最后在肌肉放松后肌张力消失；将加速度与转矩加速度作为判断是否发生痉挛的标准，设定加速度与转矩加速度的阈值，一旦二者的实际值同时超过该阈值，便认为发生了痉挛，立即停止训练过程。8.一种如权利要求1～4任一所述智能上肢运动康复器械的基于发力区间的功能性电刺激模块使用方法，其特征在于，具体如下：使用者在连续转动本康复器械时，各侧上肢发力具有一定的周期性特征；旋转训练器械一周的过程中可以分为左手发力区间与右手发力区间，左手发力区间即为主要由左手发力带动器械转动的角度区间，右手发力区间即为主要由右手发力带动器械转动的角度区
间；认为使用者的左右手发力区间大小应该相等，即均为180
°
；偏瘫使用者在患侧手发力区间使用健侧手补偿，首先评估偏瘫使用者健侧手发力区间，其互补区间即为患侧手发力取间；令健侧手发力区间为(start,start+180
°
)，start表示健侧手发力区间的起始角度；设定一定的转动阻力，让使用者只使用健侧手主动连续均匀转动样机，通过在0～360
°
范围内枚举start值，计算各取值时健侧手发力区间平均功率，使得平均功率最大的start值即为发力区间评估结果；功能性电刺激模块通过上臂固定外壳(30)固定于使用者上臂，电刺激部位为偏瘫侧的冈上肌、三角肌、肱二头肌和肱三头肌；在患侧发力区间给予冈上肌、三角肌与肱三头肌电刺激；健侧发力区间给予肱二头肌刺激，交替进行，刺激频率指定为低频50hz，刺激强度根据本康复器械感知到的肌力实时调整，计算公式如下：其中s为电流刺激强度，单位ma；s
max
为当前最大刺激电流值，根据患者舒适程度调整并且不超过100ma；t
user
为通过全连接神经网络估计得到的外部扭矩值；t
max
为当前使用者施加的扭矩峰值。

技术总结
本发明公开了一种智能上肢运动康复器械及其方法，属于康复器械设计领域。该器械包括运动训练模块与功能性电刺激模块，运动训练模块包括一台永磁同步电机及其驱动系统与传动系统，驱动系统可对永磁同步电机完成转矩控制、速度控制与位置控制；传动系统为蜗轮蜗杆结构，实现减速与增大扭矩的效果。该上肢运动康复器械具有多种训练模式，能够锻炼上肢肌力，改善关节活动度，并且通过一种基于全连接神经网络的方法评估使用者施加扭矩，评估肌力并检测痉挛。另外结合功能性电刺激模块在判断使用者发力区间的基础上对相关肌肉进行电刺激激活。相比医院中大型的康复训练器械，本器械结构紧凑，功能丰富，更适合日常家用场景，能减小医生工作量、提升康复效率。提升康复效率。提升康复效率。


技术研发人员：刘涛 曾浩洲
受保护的技术使用者：浙江大学
技术研发日：2023.05.23
技术公布日：2023/8/23