CN111164004A - 电动机辅助分离式曲柄踩踏装置 - Google Patents

Abstract

分离式曲柄踩踏装置和操作方法支持患者的使用和康复，尤其是对于中风患者。一种分离式曲柄踩踏装置包括第一曲柄组件和第二曲柄组件。第一电动机和第二电动机可操作地连接到第一曲柄组件和第二曲柄组件。第一轴传感器产生对第一曲柄组件的轴的位置的指示。第二轴传感器产生对第二曲柄组件的轴的位置的指示。控制器通信地连接到第一电动机和第二电动机以及第一轴传感器和第二轴传感器，并且计算第一轴和第二轴的位置之间的相位误差以及第一轴和第二轴之间的预定相位关系。控制器操作第一电动机或第二电动机中的至少一个，以向第一曲柄组件和第二曲柄组件中的一个提供补充扭矩。

Description

电动机辅助分离式曲柄踩踏装置

相关申请的交叉引用

本申请要求于2017年6月30日提交的美国临时申请No.62/527,533的优先权权益，其内容通过引用整体并入本文。

关于政府赞助研发的声明

本发明根据尤妮斯·肯尼迪·施莱佛国家儿童健康与人类发育研究所的国家医疗康复研究中心颁布的合同No.K01HD060693在政府支持下作出。美国政府对本发明享有一定权利。

背景技术

传统的踩踏装置(例如自行车、固定自行车)具有曲柄，该曲柄包括在左右臂之间提供机械连接的轴。在操作曲柄时，施加在一个臂上的力经由通过轴传递的力使另一臂移动。

患有中风的人在使用其下肢时会出现至少两个问题。患者可能未充分利用麻痹的肢体。患者也可能难以恰当地协调麻痹和非麻痹肢体的输出。当中风患者踩踏在两臂之间具有机械连接的传统踩踏装置时，通常会依赖非麻痹肢体转动曲柄来移动麻痹肢体。该策略对中风患者有利，因为其允许他们完成踩踏任务。然而，通过以这种方式完成任务，中风患者不能改善麻痹肢体的运动输出，并且无法学会协调麻痹肢体和非麻痹肢体的输出。因此，可能阻碍运动恢复。

对非麻痹肢体的依赖可以通过在轴处将曲柄“解耦”或“分离”来解决。当曲柄轴被分离时，麻痹肢体与非麻痹肢体之间的机械连接被消除。因此，要成功踩踏，麻痹肢体必须产生力，并且必须恰当地协调每个肢体的移动。通过这种方式，对于中风患者的两个挑战均应当在实践中得到康复和改善。

然而，该解决方案在临床实践中不可用，因为即使对于没有中风的人来说，分离式曲柄踩踏也可能具有挑战性，并且对于一些中风患者而言可能难以实现。由于即使利用麻痹和非麻痹肢体也很难完成运动，因此患者可能会由于其无法执行所要求的任务而感到挫败并放弃治疗。即使当患者可以继续进行治疗时，患者也可能反复任务失败或表现出不良的形式或不适当的移动以至于患者无法接收期望的移动练习或康复。因此，由分离式曲柄踩踏装置提出的身体任务超出了许多中风患者的身体能力，因此使用这种当前已知的装置进行的康复努力是无效的，因为患者会感到挫败和沮丧，或者练习了不适当的移动，从而限制了康复效果。

当前可用的分离式曲柄自行车可以向踏板的曲柄提供电动机控制的辅助和阻力扭矩。Van der Loos，H.F.Machiel“A Split-Crank,Servomotor-Controlled BicycleErgometer Design for Studies in Human Biomechnics”IEEE/RSJ智能机器人与系统国 际会议EPFL(2002年10月)(其通过引用整体并入于此)中描述了一个示例。然而，这种分离式曲柄自行车适于作为用于生物力学研究的功量计。系统、操作和控制不适于通过物理治疗、训练或康复的患者治疗。因此，需要用于这些目的的不同解决方案。

美国专利No.6,234,939公开了一种单踏板踩踏车设备，其中，踩踏车的右侧和左侧各具有独立的驱动系统。每个驱动系统上的阻力可以由微处理器独立控制，以增大或减小左右驱动系统的制动带上的张力。但是，这仅与可变阻力有关，不提供辅助支持。

美国专利No.7,727,125公开了一种健身机和方法，其用于抵抗分离式曲柄旋转而训练选定的肌肉群。通过在基于曲柄位置的曲柄阻力的预定变化的情况下执行所存储的训练程序，单车/车手系统的惯性被模拟为就好像在骑传统自行车时所经历的那样。

美国专利No.8,602,943公开了一种健身设备和制动机构，其中往复式激活装置响应于施加在往复式激活装置上的测量力。控制器操作该系统以对踏板行程或踏板行程的一部分提供辅助或阻力，以将系统操作维持在预定义周期范围内。

发明内容

本文公开了分离式曲柄踩踏装置及其操作和使用方法，以支持患者使用和康复，特别是对于中风患者。这种分离式曲柄踩踏装置的实施例使用电动机来为患者提供挑战性的但易驾驭的任务，以练习麻痹肢体的力量和移动，并练习麻痹肢体与非麻痹肢体之间的协调移动。

电动机控制以闭环控制的形式提供，以提供驱动辅助来单独地改善各下肢的运动输出，并练习和改善肢体间协调。

一种分离式曲柄踩踏装置的示例实施例包括第一曲柄组件和第二曲柄组件。每个曲柄组件包括通过臂连接到轴的踏板。第一电动机可操作地连接到第一曲柄组件。第一轴传感器相对于第一曲柄组件或第一电动机布置。第一轴传感器产生第一曲柄组件的轴的位置的指示。第二电动机可操作地连接到第二曲柄组件。第二轴传感器相对于第二曲柄组件或第二电动机布置。第二轴传感器产生第二曲柄组件的轴的位置的指示。控制器通信地连接到第一电动机和第二电动机以及第一轴传感器和第二轴传感器。控制器从第一轴传感器和第二轴传感器接收数据。控制器计算第一轴和第二轴的位置之间的相位误差以及第一轴和第二轴之间的预定相位关系。控制器操作第一电动机或第二电动机中的至少一个，以向第一曲柄组件和第二曲柄组件中的一个提供补充扭矩。

在示例实施例中，轴传感器可以是产生指示第一轴和第二轴的位置的反馈信号的位置编码器或伺服驱动器。该装置可以包括比例增益控制器，其接收所计算的相位误差并将比例增益常数应用于所计算的相位误差以计算补充扭矩。控制器可以操作第一电动机和第二电动机以便：如果所计算的补充扭矩为负，则向第一电动机提供补充扭矩，并且如果所计算出的补充扭矩为正，则向第二电动机提供补充扭矩。在一个实施例中，在第一电动机和第二电动机的前进方向上提供补充扭矩。

在另一示例实施例中，通过控制器执行重力辅助模块以接收第一轴和第二轴的旋转位置。重力辅助模块通过重力辅助模型使用相应旋转位置，对第一电动机和第二电动机提供重力补充电流。控制器可以通过控制电动机以将第一轴和第二轴保持在预定旋转位置并测量由电动机用来保持该预定旋转位置的电流，来执行重力辅助模型的校准。在仍另一示例实施例中，生理传感器被配置为耦接至受试者并通信地连接至控制器，并且控制器基于从生理传感器收集的数据来调整电动机的操作。

一种利用分离式曲柄踩踏装置提供训练支持的方法的示例实施例包括：产生曲柄组件的轴的位置的指示。轴的位置的指示从第一轴传感器和第二轴传感器接收。计算轴的位置之间的相位误差以及第一轴和第二轴之间的预定相位关系。操作第一电动机或第二电动机中的至少一个，以向第一曲柄组件和第二曲柄组件中的一个提供补充扭矩。

所述方法的示例实施例包括利用分离式曲柄踩踏装置执行所述方法，该分离式曲柄踩踏装置包括：第一曲柄组件和第二曲柄组件，每个曲柄组件包括通过臂连接至轴的踏板；第一电动机，其可操作地连接到第一曲柄组件；第一轴传感器，其相对于第一曲柄组件或第一电动机布置，以产生第一曲柄组件的轴的位置的指示；第二电动机，其可操作地连接到第二曲柄组件；第二轴传感器，其相对于第二曲柄组件或第二电动机布置，以产生第二曲柄组件的轴的位置的指示；以及控制器，其通信地连接到第一电动机和第二电动机以及第一轴传感器和第二轴传感器。

所述方法的其他示例实施例还包括：基于第一轴和第二轴的所接收到的位置以及重力辅助模型来将重力补充电流提供到第一电动机和第二电动机。重力补充电流取决于第一轴和第二轴的相应旋转位置而为正或为负。可以通过控制电动机将轴保持在预定旋转位置并对由电动机用来保持该预定旋转位置的电流进行测量来校准重力辅助模型。可以在轴的预定旋转位置中的每一个处获取多个电流测量结果。可以从该电流测量结果计算轴的位置的重力补充电流。

附图说明

图1是分离式曲柄踩踏装置的示例性实施例的系统图。

图2是分离式曲柄踩踏装置的示例性实施例的电气和机电部分的系统图。

图3是用于分离式曲柄踩踏装置的示例性控制的示意图。

图4是用于分离式曲柄踩踏装置的比例控制器的示例性实施例的示意图。

图5A-图5C示意性地描绘了曲柄组件之间的校正分布的示例性实施例。图6A和6B示例性地描绘了重力辅助曲线。

具体实施方式

图1是如本文中进一步详细公开的分离式曲柄踩踏装置10的示例性实施例的系统图。分离式曲柄踩踏装置10包括两个踏板12，每个踏板被配置为由患者致动，示例性地通过踏板12与患者的脚的接合来致动。示例性地，通过搁置在支撑件14(例如桌子、椅子或底座)上来将患者支撑在相对于分离式曲柄踩踏装置10的位置。该支撑件的位置可以相对于分离式曲柄踩踏装置10移动，以使系统适应患者的尺寸、解剖结构和/或生理机能。在示例性实施例中，患者的脚可以例如通过带子或绑带或其他已知的固定件可移除地固定到踏板12。这可以有助于维持脚与踏板12之间的接触，尤其是对于麻痹肢体而言。

分离式曲柄踩踏装置10包括两个可独立操作的曲柄组件20A和20B。每个曲柄组件20A、20B示例性地包括踏板12、心轴13、臂16和轴18。在每个曲柄组件20A、20B中，踏板12通过心轴13连接至臂16。心轴13使踏板能够相对于臂16旋转，以适应在患者踩踏时脚和腿的角度。与传统踩踏装置不同，右臂和左臂16没有彼此机械地耦接。相反，每个臂16连接到相应的轴18并随其旋转。在没有本文所述的进一步干预的情况下，一个曲柄组件20的任何旋转因此独立于另一曲柄组件20的旋转。

曲柄组件20A和20B每个连接至相应的电动机22。具体地，轴18可移动地连接至电动机22，并将扭矩从电动机22传递至相应的曲柄组件20A和20B。电动机22以本文公开的方式独立地操作。电动机22可以包括齿轮箱或与轴的其他机械耦接，并且可以是多种已知电动机中的任何一种，尽管将认识到在一个实施例中电动机是伺服电动机，尽管本领域普通技术人员将会认识到可以在其他实施例中使用其他形式的电动机(包括但不限于步进电动机、力矩电动机或直流电动机)。电动机22连接至控制器24，控制器24包括计算机、处理器或微控制器，并且示例性地包括计算机存储器，在计算机存储器上存储了由控制器24执行以便以本文所公开的方式操作电动机22的驱动器和/或外部软件。在一个示例性实施例中，两个曲柄组件20A和20B被固定至框架23，电动机22可以安装在框架23上。在一个实施例中，框架23限定了曲柄组件20A与20B之间的位置关系。

图2是描绘了分离式曲柄踩踏装置10的示例性实施例的电气和机电部分的系统图。该系统图示例性地包括四个子系统。电动机系统54通过独立驱动的踏板12与用户对接。控制器24提供操作计算和命令信号以执行本文所述的系统的功能，包括电动机系统54的功能。电子系统56提供电力以及控制器24与电动机系统54之间的通信连接。生物电势系统58获取从用户至控制器24的生理反馈。尽管将这些系统描述为按功能性分组的单独系统，但应认识到，在其他实施例中，如所述的，这些系统的部件或整个系统本身可以并入其他系统。在仍其他实施例中，系统的部件可以与一些或所有其他系统的部件集成在一起，或者这些系统可以在物理上分离并且仅可通信地连接。

如上所述，电动机系统54包括两个单独的电动机22。电动机22可以是交流同步伺服电动机，并且每个电动机22通过齿轮箱25连接到相应的曲柄组件20A、20B。齿轮箱25示例性地为20:1齿轮箱，其在最小限度地增加系统惯性的情况下放大了曲柄臂16的扭矩势能(torque potential)。在示例性实施例中，曲柄组件20A、20B、齿轮箱25和伺服电动机22提供最小的系统惯性(例如，需要3.4N来克服系统惯性效应)。电感式接近传感器27用于设定各个电动机22的零位置。电动机22和相关联的接近传感器27通信地连接至电子系统58中的相应伺服驱动器29。

伺服驱动器29按照控制系统的指示进行操作，以控制电力并将其递送给电动机22。每个伺服驱动器29通过模拟和Modbus TCP协议两者发送和接收通信。电源31用于接收例如主电源电力并为伺服驱动器29和电动机22提供电力。以太网交换机33用作伺服驱动器29与控制器24的计算机35之间的通信集线器。

控制器24示例性地包括计算机35和数据采集单元(DAQ)39。控制器24还包括用户输入装置41，以使得用户能够将例如曲柄组件之间的期望相位角输入到控制器24中。每个电动机22产生的扭矩由来自DAQ 39的模拟信号控制。伺服驱动器29从控制器24接收扭矩命令。每个伺服驱动器29将位置反馈信号返回到控制器24。尽管在所描绘的实施例中，伺服驱动器29通过将表示轴位置的信号返回给控制器24而作为轴位置传感器工作，但应认识到在其他实施例中，可以使用其他形式的传感器(包括磁或光学或其他专用轴位置传感器)来将位置反馈信号提供给控制器24。如将在本文中进一步详细讨论的，由于在左右踏板之间没有机械连接，因此控制器24连续地监测左右踏板之间的相对位置。控制器24还包括计算机可读介质43，其上存储有计算机可读代码形式的控制软件。计算机35执行控制软件的计算机可读代码，并执行计算和功能，如本文中进一步详细描述的那样。

生物电势系统58包括生物电势传感器45，其可以包括EMG或EEG、其他生物电势或生理测量值。生物电势系统58还包括放大器47和DAQ49，以获取生物电势测量结果并将生物电势数据提供给控制器24。

在示例性使用中，患者被指示向前踩踏，同时尝试维持踏板之间的180°异相关系，如将在传统踩踏装置中利用由单个轴机械连接的曲柄臂物理地维持那样。成功完成维持两个单独的曲柄组件20A和20B的踏板之间的180°异相关系这一所尝试的任务需要每个肢体的独立力量和两个肢体之间的协调两者。当患者尝试踩踏该装置时，可以与电动机22关联或形成为一体的传感器测量曲柄16关于轴18的轴线的位置、速度和/或加速度。将会认识到，在其他实施例中，位置、速度和加速度中的一个或多个可以根据由传感器从电动机22或轴18测得的一个或多个值得出。在一个实施例中，传感器可以包括但不限于位置编码器，并且根据随时间的编码的位置得出关于轴的速度和加速度。在一个非限制性示例中，从Micronor可购得的TD 5207光纤编码器可以用于以0.025°的分辨率测量曲柄位置和踩踏速率。可以例如使用安装在曲柄臂上的灵敏度为0.44Ω/m的应变计(例如，从东京测器研究所(Tokyo Sokki Kenkyujo Co.,Ltd.)可购得的MFLA-5-350-11-1LJAY)来测量扭矩。将认识到，在其他实施例中也可以使用其他类型的传感器，包括但不限于电位计。

这些数据被提供给计算机24，并提供对两个肢体的移动的间接测量。如将在本文中进一步详细描述的，测量的数据用于向电动机提供命令以通过自动补充患者维持踏板之间的180°异相关系的努力来校正踏板位置中的误差。如将进一步详细公开的，误差的计算和所提供的补充支持可以以多种方式来提供，并且还可以以一种或多种方式来进行调整以定制对患者的生理需要的辅助。通过这种方式，患者的实际经历可以被定制为既具有挑战性又易驾驭的任务。

补充支持可以是校正性的，这在于其在辅助患者维持预定的相位关系的方向上被提供。替代地，补充支持可以是阻力性的，其方式是使用相位反馈来增加对预定相位关系的阻力。在仍其他示例性实施例中，补充支持可以扩大相位关系中的误差。可以调整基于其提供补充支持的误差类型。在一些实施例中，可以用电动机辅助响应任何检测到的误差，而在其他实施例中，可以建立和/或调整误差的“死区”，使得仅当检测到大于预定量或阈值的误差时才提供补充支持。另外，可以将校正的强度/速度调整为逐渐地或突然地提供。在一个实施例中，这可以通过调整比例增益常数来控制。在其他实施例中，可以使用动态增益并且还可以包括积分和/或微分增益。通过这些调整，电动机可以以使得全部或大部分工作由电动机提供并且不经受踏板之间的相位关系误差的方式操作。在另一实施例中，可以调整踏板之间的相位关系。例如，踏板之间的目标相位关系可以是不同于180°的角度，相反，目标相位关系可以示例性地是+/-150°或0°或任何其他角度。在仍其他实施例中，肢体(踏板)的轨迹可以被扰动以有意地产生外部产生的误差。在其他实施例中，可以操作电动机以增加踩踏阻力，例如模拟踩踏阻力的源，例如山坡、风、沙和换挡。如上所述，在实施例中，补充支持可以以随着相位误差的增加而加大的方式来增加对踏板的阻力。这些修改可以为接近恢复或超出正常水平的恢复或身体训练(例如，用于运动员从受伤或手术康复)的患者提供更进一步的挑战。

图3是根据本公开的由控制器24执行以操作电动机22的控制的示意图。如前所述，控制器24从例如可以与电动机形成为一体的传感器(例如，从与电动机22形成为一体的编码器)或者从与电动机22和/或曲柄组件20A、20B的轴18相关联的其他位置的传感器接收数据。如前所述，伺服驱动器29可以提供指示每个曲柄组件20A、20B的轴位置的反馈。所接收的数据提供轴位置，并且还可以提供其速度和加速度。在一个示例实施例中，轴位置可以表示为在轴的一转(revolution)内的旋转角度或角度位置。如图3所示，这些当前位置在控制器24处被表征为ThetaL和ThetaR。ThetaL和ThetaR值被提供给重力辅助模块32。重力辅助模块32将被进一步详细描述，但其提供了补偿以解决在传统踩踏期间的对侧肢体恢复(否则，由于曲柄组件之间缺乏机械连接，在分离式曲柄踩踏中将不可用)。

比例增益控制器36用于提供补充支持。从伺服驱动器29读取每个电动机的位置。当曲柄组件之间的期望(例如，输入)相位关系未得到维持时，控制器24操作电动机22以提供补充扭矩以恢复相位关系。比例增益控制器36进行操作以提供连续的线性响应，该线性响应随误差而增加并且允许用于误差校正的最小扭矩。比例增益常数在受试者之间不固定，也不必在给定受试者的实验性运行之内/之间固定。可以基于平衡受试者的两个测得的响应来为每个受试者选择比例增益常数，使得可以随时间的推移持续踩踏任务(例如，避免筋疲力尽的心理挫败)，并因此寻求使受试者对通过一个或多个生理信号(例如EMG信号)测得的任务的贡献最大化。如前所述，比例增益控制器36可以替代地提供补充扭矩，当相位误差增大时，该补充扭矩抵抗一个或两个曲柄组件中的踩踏。比例增益控制器36还可以执行误差扩大以基于相位误差来改变相位关系。以这种方式，当曲柄组件之间的期望/预定的相位关系得以维持时，该系统变得使患者更容易进行踩踏。

ThetaL和ThetaR值之间的差在34处计算。这产生了两个Theta值之间的差，表示为值dTheta。如前所述，在一个示例性使用实施例中，ThetaL和ThetaR被预期为180°异相或等效的电动机控制数值。在一个示例性实施例中，dTheta的计算可以使用模运算(modulararithmetic)以实现0°和360°在计算中的等同性。dTheta值被提供给比例控制器36。此外，由于dTheta值代表曲柄组件的当前相对位置，因此dTheta也被提供给校正分布模块38，如将在本文中进一步详细描述的。

图4是由比例控制器36执行的示例性计算的示意图。比例增益控制器36示例性地访问曲柄系统20A与20B之间的预定的目标相位差(dTheta_sp)。根据本文描述的示例性实施例，dTheta_sp示例性地等于180。在示例性实施例中，在患者使用分离式曲柄踩踏装置之前，可以在设定程序期间由临床医生预先输入dTheta_sp值360。该值可以经由用户界面输入到控制器，并且可以示例性地以数值输入，或者可以从下拉菜单或其他选择图形用户界面(GUI)中选择。比例控制器36还接收在34处根据各个曲柄系统20A、20B的测量位置计算出的dTheta值。

在361处计算所存储的dTheta_sp值360与计算出的dTheta值之间的差，以产生dTheta_error值。因此，dTheta_error代表曲柄系统之间的目标相位差与曲柄系统之间实际相位差之间的角度误差。

dTheta_error值示例性地提供给死区比较器362。在一个示例性实施例中，可以使用死区，其预定义在踏板之间的相位关系中的容许误差量。零的死区将导致对任何误差量进行干预，而非零量死区为干预创建了所需误差的阈值。这可以在更少干预事件的情况下为受试者提供更平稳且连续的踩踏体验。这由Wolbrecht在2008年示例性地描述。如果dTheta_error大于预定的误差死区值，则将dTheta_error提供给放大器363以通过与dTheta_error值成比例的增益来提供输出电流的放大。通过这种方式，误差校正电流(IL)与曲柄组件20之间的相位差的当前误差的大小成比例。

返回图3，比例控制器向校正分布模块38提供IL的输出。校正分布模块用于将额外的校正输入电流引导至与需要校正支持的曲柄组件相关的电动机。在一个示例性实施例中，系统可以基于探索法来操作，以在曲柄组件被移动的方向上提供校正支持。从这个意义上说，系统通过帮助加速滞后的肢体直到肢体回到目标相位差来进行自我校正。然而，将认识到，在其他实施例中，可以采用其他校正策略。校正支持可以在曲柄组件之间均匀地或不均匀地分摊。在另一实施例中，校正支持可以抵抗领先肢体的移动。由于上述将校正支持(IL)作为输入提供给校正分布模块38的比例控制器，因此，随着曲柄系统之间的相位误差变小，校正支持(IL)也减小。因此，在该系统中，患者在使用该装置期间可以经历校正支持的平稳增加(和减小)。

校正分布模块进行操作以将校正分布到两条腿上。由于中风幸存者在两条腿上都会经历运动控制障碍，或者为了腿功能协调，因此仅对单条腿提供校正是不够的。比例增益控制器的模运算使得能够确定哪条腿领先，哪条腿滞后。在一个示例性实施例中，基于dTheta的符号来确定校正分布。示例性地，如果dTheta为正，则右腿接收校正扭矩。如果dTheta为负，则左腿接收校正扭矩。在前进方向上提供校正扭矩以辅助滞后的腿。将认识到，所公开的系统还可以实现其他分配策略，例如根据误差、位置、速度、时间或肌肉活动进行分配。

图5A-图5C示意性地描绘了曲柄系统20A、20B之间的校正分布的示例性实施例。应当注意，曲柄系统20A和20B以轴向对准的方式描绘，因为它们将示例性地从右侧或左侧直接观看；虽然如上所述将认识到曲柄系统20A和20B在物理上是独立的。在图5A中，曲柄系统20A和20B在箭头40的方向上被踩踏。曲柄组件20A和20B为180°异相，因此在比例控制器36中计算出的dTheta_error将为零(因为180°异相为示例性目标相位差)，并且由比例控制器36计算出的校正支持(IL)也为零。如将认识到的那样，如果采用“死区”校正策略，则对于曲柄系统20A和20B之间的预定义量的dTheta_error，也将不提供校正支持，直到dTheta_error在预定误差阈值之外为止。在实施例中，必须定义角坐标系统以确定dTheta_error是正还是负。模运算需要使用dTheta_error的符号以确定哪条腿(曲柄系统)领先或滞后。

在图5B中，曲柄组件20A和20B类似地在箭头40的方向上被踩踏。在图5B中，曲柄组件20A和20B现在被确定为160°异相，或者曲柄组件20A相对于曲柄系统20B在其目标位置上滞后。在这种情况下，dTheta_error值将示例性地为正20°或电动机控制等效数值。因此，曲柄组件20A将被认为是“滞后”于曲柄组件20B的位置，因为曲柄组件20A需要在踩踏方向40上加速以实现期望的180°异相关系。由于dTheta_error是非零值(并且出于示例的目的，假定其大于任何预定的“死区”误差值)，因此比例控制器36计算非零校正支持(IL)。校正分布模块38在接收到dTheta值时，还可确定曲柄组件20A是“滞后”系统，并且从而将校正支持引导到曲柄组件20A，其结果由箭头42表示。由于比例控制器36提供的校正支持的比例性质，提供给曲柄组件20A的校正支持42随着dTheta值接近曲柄系统20之间的期望相位关系(即，随着dTheta_error值接近零)而减小。

在图5C中，曲柄组件20A和20B类似地在箭头40的方向上被踩踏。在图5C中，曲柄组件20A和20B现在被确定为200°异相，或者曲柄组件20B相对于曲柄组件20A在其目标位置上滞后。在这种情况下，dTheta_error值将示例性地为负20°或电动机控制等效数值。因此，曲柄组件20B将被认为是“滞后”于曲柄组件20A的位置，因为曲柄组件20B需要在踩踏方向40上加速以实现期望的180°异相关系。由于dTheta_error是非零值(并且出于示例的目的，假定其大于任何预定的“死区”误差值)，因此比例控制器36计算非零校正支持(IL)。校正分布模块38在接收到dTheta值时，还可确定曲柄系统20B是“滞后”系统，并且从而将校正支持引导至曲柄组件20B，其结果由箭头44表示，箭头44同样地指向踩踏的方向40。由于比例控制器36所提供的校正支持的比例性质，提供给曲柄组件20B的校正支持44随着dTheta值接近曲柄系统20之间的期望相位关系(即，随着dTheta_error值接近零)而减小。

将认识到，关于“领先”或“滞后”曲柄组件的确定本质上是参考性的。因此，尽管本文基于示例性地在患者近侧的组件之间的参考角度描述了曲柄组件20A和20B之间的相位测量，但是将认识到，其他实施例可以使用远离患者的曲柄组件20A和20B之间的参考角度。在仍又一示例性实施例中，系统可以使用主从布置，其中曲柄组件20之一被指定为主导组件(例如但不限于与非麻痹肢体相关的曲柄组件20)，并且一直对另一曲柄组件20(例如，与麻痹肢体相关的曲柄组件20)应用校正。在仍其他示例性实施例中，补充支持可以在曲柄组件之间划分，以例如减小领先肢体的电动机的扭矩输出，同时增加滞后肢体的电动机的扭矩输出。这样的实施例可以示例性地与如本文进一步详细描述的重力辅助结合使用。

回到图3，在系统30的一种简化版本中，校正支持IL一旦被分配到适当的曲柄组件20，就作为电动机电流IL.L或IL.R在46输出到对应的电动机22A、22B。然而，如上所述，在曲柄臂由单个轴机械地连接的情况下踩踏传统的踩踏装置提供了对侧肢体恢复，因为作用在一个踏板上的(例如，向下或在重力方向上的)力对抗重力而推动了(与用户输入力无关的)另一踏板。将曲柄分离成单独的曲柄组件20A和20B消除了这种机械恢复。在一个实施例中，该对侧肢体恢复支持的缺少可以将其自身反映为观察到的dTheta_error中的变化，并导致提供给曲柄组件20A和20B中的一个或另一个的更大的校正支持IL。在一个示例中，如果没有对侧肢体恢复，则可以预期的是“恢复(recovering)”肢体滞后于发力肢体，从而导致对“恢复”肢体的校正支持。

然而，本文提出了另一解决方案来解决该问题。如系统30所示，重力辅助模块32接收从曲柄组件20A和20B获得的ThetaL和ThetaR值的输入。重力辅助模块32由控制器24执行以提供从电动机22输出的补充扭矩。重力辅助模块32使用ThetaL和ThetaR值来计算基线重力辅助输入电流(例如GA.L和GA.R)，其提供给每个电动机22以模拟传统骑行的对侧肢体恢复。图6A和图6B是示例性地表示在右曲柄组件(图6A)和左曲柄组件(图6B)的位置周期(positional cycle)上的重力辅助输入电流的曲线图，该位置周期以x轴表示，其呈现了相应曲柄系统的旋转，其中0表示垂直向上定向的曲柄，180表示垂直向下定向的曲柄。示例性地，当电动机工作以在踩踏方向上驱动曲柄组件时重力辅助电流为正，而负值指示了到电动机的电流抵抗踩踏方向上的移动的情况。正如当曲柄组件抵抗重力移动时将重力辅助提供为正值一样，当踏板在与重力相同的方向上移动时，重力辅助被提供为负值。这是部分地抵消来自重力的额外帮助，而且还模拟了在踩踏曲柄臂通过单个轴机械地连接的传统踩踏装置期间经历的当相对的踏板被恢复时对移动的阻力。这在图6A和图6B的曲线图中以实线示例性地示出。

参照图6A和图6B，可以以各种方式提供其中描绘的重力辅助电流曲线50。图6A和图6B给出用于计算重力补充电流的模型的示例。该模型可以是静态的和固定的，或者也可以是动态的并基于来自受试者与装置10的交互的输入而进行调整。在一个示例性实施例中，可以使用一个或多个标准化或通用曲线。当可以使用多个曲线时，这样的曲线可以通过患者人口统计学数据或一般化的解剖和生理特点(包括但不限于身高、体重、年龄、性别)来表征。

已经认识到，其他实施例可以受益于针对每个个体患者计算的重力辅助曲线。在这样的实施例中，可以执行校准程序以收集个体患者特有的数据，并且重力辅助曲线50拟合至所收集的患者校准数据。在示例性实施例中，已经发现，肢体灵活性、肢体长度、肢体重量以及患者身体相对于曲柄系统的位置均可能影响用于该患者和该肢体的重力辅助曲线50。取决于患者对中风的特定生理反应，其麻痹肢体可能变得僵硬或易弯曲，类似地，麻痹肢体可能萎缩并且重量小于预期，或者由于患者无法保持锻炼并总体上增重而增重。因此，个体患者的反应可能会使一般化的重力辅助曲线50不准确或不能代表患者的实际经历。因此，校准程序不需要受试者具有足够的电动机控制来执行双侧或单侧踩踏。

在一个示例性实施例中，一个校准程序可以涉及当患者的肢体固定在踏板12上时曲柄系统20的受控操作例程。电动机22操作曲柄系统20以增量的方式旋转一整转。示例性地但非限制性地，这些增量可以是10°增量。指示电动机22保持预定义的角度增量，并对维持所指示的预定义角度增量所需的输入电流进行测量。在一个示例中，每0.2秒进行一次测量，在每次增量在两秒上在每个角度增量进行总共十次测量。在替代实施例中，曲柄系统20可以被操作为以连续但缓慢的方式移动通过一个或多个旋转周期。在这样的实施例中，可以在一个或多个旋转周期上以一系列连续的角度增量进行测量。在连续移动校准过程的非限制性示例中，在每一旋转度数进行测量，并且曲柄系统20操作来以缓慢的步调连续旋转，例如以每度0.2秒连续旋转。将认识到，可以使用更快或更慢的旋转或在多个旋转上的数据收集来收集用于校准的数据。可以测量执行连续旋转过程所需的输入电流作为校准数据。图6A和图6B中描绘的数据点52示例性地表示在校准程序过程中的测量结果。然后示例性地基于所收集的数据使用多种已知的曲线拟合技术中的任何一种来获得重力辅助曲线50。在示例性实施例中，使用正弦和(a sum of sines)技术将重力辅助曲线50曲线拟合到所收集的数据。患有中风的受试者的任何一条腿都没有表现出正常的双侧或正常的单侧踩踏。因此，通过上述重力辅助校准程序，受试者可以处于放松状态，并且允许系统移动任一或两个肢体。以这种方式，该系统甚至可以针对完全瘫痪的肢体进行校准，从而使急性中风幸存者能够使用该装置。

如图3所示，求和模块48将重力辅助输入电流(GA.L和GA.R)与相应的分布校正电流(CE.L和CE.R)组合。针对每个电动机22的这两个电动机输入电流的组合分别作为操作电流46输出到电动机22。系统30在患者使用系统期间进行操作，以提供对电动机22的闭环反馈控制，以便为操作分离式曲柄踩踏装置的用户提供自适应踩踏支持。

可以以多种方式使用如本文中公开的并且如图1中示例性描绘的分离式曲柄踩踏装置的示例性实施例，以便治疗患者以提供中风康复。具有神经功能障碍的其他患者(例如，但不限于具有脊髓损伤、脑瘫、多发性硬化症(MS)的患者)有可能会从使用所公开的分离式曲柄踩踏装置中受益。本领域普通技术人员还将认识到，本文公开的实施例也可以用于其他病痛(aliments)的康复，包括但不限于受伤或手术康复，并且也可以用于性能训练。校正的输入强度和持续时间的可调整性、以及误差死区的调整，使随着患者恢复而向患者提供的机械支持能够随着时间而被调整，以将操作维持在具有挑战性但易驾驭的状况下，这促进了患者的积极性和顺应性。在分离式曲柄训练周期的示例性实施例中，可以在麻痹腿和非麻痹腿之间具有或不具有相等贡献的情况下均允许患者执行持续的踩踏周期。该装置可以允许并促进包括麻痹肢体和非麻痹肢体的两个下肢的往复的多关节屈曲和伸展。在这方面，踩踏康复活动与步行共享重要特征，例如，步行还涉及双侧、连续、往复的腿移动。

本文所公开的分离式曲柄踩踏装置10及其控制为具有麻痹的腿的受试者(例如中风幸存者)提供了改善的物理治疗支持。然而，中风幸存者和其他受试者通常呈现对双腿的功能的不同程度的损害。麻痹肢体受中风的影响更大，但非麻痹肢体也受影响，尽管频度较小且程度不同。受试者还表现出协调问题，其中，每条腿单独工作比双腿一起工作时更好。发明人已发现，对于辅助的目的而言，不存在一条腿应该是主腿而另一条腿应该是从腿的先验假设，这是因为在踩踏周期中的任何时候或地方任一条腿都可能会性能滞后，从而需要校正扭矩。

分离式曲柄踩踏装置10支持患有中风的受试者的身体训练。尽管上面提到的协调误差可能会在任一条腿中发生，但患有中风的受试者将倾向于抵制使用麻痹肢体。物理训练旨在通过最大限度地使用麻痹肢体并实现延长的使用时间段来鼓励训练。受试者对踏板进行的产生平稳、向前的曲柄前进的操作促进了物理治疗目标。在实施例中，将比例增益常数保持到最小值满足了这些治疗目的。比例校正扭矩对于鼓励受试者进行物理治疗很重要，因为训练适应于使用以在踏板进一步滞后时提供更多扭矩并且在维持相位关系时提供更少(或没有校正)扭矩。如上所述，将校正提供给滞后的腿。在具有接收校正扭矩的系统独立性的情况下的左右曲柄系统的独立性提供了这样一种系统，受试者可以利用该系统来训练以解决肢体间的协调，特别是对于至少一个麻痹肢体。

如图1中所示，分离式曲柄踩踏装置10的实施例可以与患者状况的外部生理监测器结合，例如但不限于脑电图(EEG)26或肌电图(EMG)28。例如，EEG尤其是利用脑部电或磁刺激允许检查患者脑部的皮质激活。这可以向控制器24产生进一步的反馈信息，由此可以作为响应在程序间或程序内调整训练程序。EMG电极可以连接到患者的腿，以在治疗阶段期间测量肌肉活动和参与度。来自EMG数据的反馈可以被提供给控制器24，并且可以被用于调整程序中或程序间分离式曲柄踩踏装置的操作的参数。例如，如果患者改善了分离式曲柄踩踏装置的操作并获得了下肢的力量和协调性，则这可以反映在EMG测量结果中，这提供了应当向一条或两条腿提供较少的机械辅助或者应当引入误差校正中的增大的死区的指示。

本文引用了许多参考文献。所引用的参考文献通过引用整体并入本文。如果说明书中术语的定义与所引用参考文献中术语的定义不一致，则应基于说明书中的定义来解释该术语。

在以上描述中，为了简洁清楚和理解方便，使用了某些术语。不应超出现有技术的需要推断出不必要的限制，因为这样的术语用于描述性目的并且旨在被广义地解释。本文所述的不同系统和方法步骤可以单独使用或与其他系统和方法结合使用。可以预期，在所附权利要求书的范围内，各种等同物、替代和修改是可能的。

附图中提供的功能框图、操作序列和流程图代表用于执行本公开的新颖方面的示例性架构、环境和方法学。尽管为了简化说明的目的，本文中包括的方法学可以是功能图、操作序列或流程图的形式，并且可以被描述为一系列动作，但是应当理解，这些方法学不受动作顺序的限制，因为某些动作可能据此以与本文所示和所述的动作不同的顺序发生和/或与其他动作同时发生。例如，本领域技术人员将理解，方法学可以替代地表示为一系列相互关联的状态或事件，比如在状态图中。而且，对于新颖的实施方式，可能不需要方法学中示出的所有动作。

该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳方式，并且还使本领域技术人员能够作出和使用本发明。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可以包括本领域技术人员想到的其他示例。如果这样的其他示例具有与权利要求的字面语言并无不同的结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言并无实质性差异的等同结构元件，则意图将这些其他示例包括在权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种分离式曲柄踩踏装置，包括：

第一曲柄组件和第二曲柄组件，每个曲柄组件包括通过臂连接到轴的踏板；

第一电动机，其可操作地连接到所述第一曲柄组件；

第一轴传感器，其相对于所述第一曲柄组件或所述第一电动机布置，以产生所述第一曲柄组件的所述轴的位置的指示；

第二电动机，其可操作地连接到所述第二曲柄组件；

第二轴传感器，其相对于所述第二曲柄组件或所述第二电动机布置，以产生所述第二曲柄组件的所述轴的位置的指示；以及

控制器，其通信地连接到所述第一电动机和第二电动机以及所述第一轴传感器和第二轴传感器，所述控制器从所述第一轴传感器和第二轴传感器接收数据，计算所述第一轴和第二轴的位置之间的相位误差以及所述第一轴和第二轴之间的预定相位关系，并且操作所述第一电动机或所述第二电动机中的至少一个，以向所述第一曲柄组件和所述第二曲柄组件中的一个提供补充扭矩。

2.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述第一轴传感器和所述第二轴传感器是与相应的第一电动机和第二电动机相关联的位置编码器。

3.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述第一轴传感器和所述第二轴传感器是第一伺服驱动器和第二伺服驱动器，其产生指示所述第一轴和所述第二轴的位置的反馈信号。

4.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述第一轴传感器和所述第二轴传感器提供轴位置、轴加速度和轴速度数据中的至少一个。

5.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，还包括比例增益控制器，其接收所计算的相位误差并将比例增益常数应用于所计算的相位误差以计算所述补充扭矩。

6.根据权利要求5所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述控制器操作所述第一电动机和所述第二电动机以便：如果所计算的补充扭矩为负，则向所述第一电动机提供所述补充扭矩，并且如果所计算出的补充扭矩为正，则向所述第二电动机提供所述补充扭矩。

7.根据权利要求6所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，在所述第一电动机和第二电动机的前进方向上提供所述补充扭矩。

8.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述控制器将所述相位误差计算为大于驻留误差阈值的相位误差。

9.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，还包括重力辅助模块，其由所述控制器执行以接收所述第一轴和第二轴的旋转位置，并且通过重力辅助模型使用相应旋转位置，对所述第一电动机和第二电动机提供重力补充电流。

10.根据权利要求9所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述重力补充电流取决于所述第一轴和第二轴的相应旋转位置为正或为负。

11.根据权利要求9所述的分离式曲柄踩踏装置，其中，所述控制器通过控制所述电动机以将所述第一轴和第二轴保持在预定旋转位置并测量由所述电动机用来保持所述预定旋转位置的电流，来执行所述重力辅助模型的校准。

12.根据权利要求1所述的分离式曲柄踩踏装置，还包括生理传感器，其被配置为耦接至受试者并通信地连接至所述控制器，其中，所述控制器基于从所述生理传感器收集的数据来调整所述电动机的操作。

13.一种利用分离式曲柄踩踏装置提供训练支持的方法，所述分离式曲柄踩踏装置包括：第一曲柄组件和第二曲柄组件，每个曲柄组件包括通过臂连接至轴的踏板；第一电动机，其可操作地连接到所述第一曲柄组件；第一轴传感器，其相对于所述第一曲柄组件或所述第一电动机布置，以产生所述第一曲柄组件的所述轴的位置的指示；第二电动机，其可操作地连接到所述第二曲柄组件；第二轴传感器，其相对于所述第二曲柄组件或所述第二电动机布置，以产生所述第二曲柄组件的所述轴的位置的指示；以及控制器，其通信地连接到所述第一电动机和第二电动机以及所述第一轴传感器和第二轴传感器，所述方法包括：

从所述第一轴传感器和第二轴传感器接收所述轴的位置的指示；

计算所述轴的位置之间的相位误差以及所述第一轴和第二轴之间的预定相位关系；以及

操作所述第一电动机或所述第二电动机中的至少一个，以向所述第一曲柄组件和所述第二曲柄组件中的一个提供补充扭矩。

14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述第一轴传感器和所述第二轴传感器是第一伺服驱动器和第二伺服驱动器，其产生指示所述第一轴和所述第二轴的位置的反馈信号。

15.如权利要求13所述的方法，还包括通过将比例增益常数应用于所计算的相位误差来计算所述补充扭矩。

16.根据权利要求15所述的方法，还包括：如果计算出的补充转矩为负，则确定向所述第一电动机提供所述补充转矩，并且如果计算出的补充转矩为正，则确定向所述第二电动机提供所述补充转矩。

17.根据权利要求16所述的方法，其中，在所述第一电动机和第二电动机的前进方向上提供所述补充扭矩。

18.根据权利要求13所述的方法，还包括基于所述第一轴和第二轴的接收的位置和重力辅助模型向所述第一电动机和第二电动机提供重力补充电流，其中，所述重力补充电流取决于第一轴和第二轴的相应旋转位置为正或为负。

19.根据权利要求18所述的方法，还包括通过以下步骤来校准所述重力辅助模型：

控制所述电动机以将所述轴保持在预定旋转位置；以及

测量由所述电机用来保持所述预定旋转位置的电流。

20.根据权利要求19所述的方法，其中，校准所述重力辅助模型还包括：

在所述轴的所述预定旋转位置中的每一个处获取多个电流测量结果；以及

从所述电流测量结果计算出针对所述轴的位置的重力补充电流。

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