專利名稱：步行器助行動力學參數監測裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及臨床康復助行裝置的動力學參數監測，尤其是步行器的動力學參數監測。應用于相關輔助器械的有效使用指導與康復效果評價領域。
背景技術：
步行器是用于臨床康復的一種重要的助行裝置，可提供行走障礙患者外在的機械支持和減少下肢的荷重，如圖2所示。近年來的使用率呈顯著上升趨勢。據有關調查統計顯示，美國的步行器使用者在九十年代初就已超過170萬人，且每年平均有近2萬件的外傷事故涉及到步行器的使用，其中最常見的損傷就是髖骨骨折和上肢損傷。按此估計，全世界每年的新增步行器致傷病例當在60萬以上。我國雖然尚無具體的統計數字，但步行器使用者早已被公認為一個亟需關注和照顧的特殊社會群體。
了解步行器使用過程中的動力學狀況，尤其是實時鑒別其不同階段的動力訴求，可以驗證與疲勞有關的肌肉震顫發作危險區間，量化使用者的行走質量，在步態訓練和日常生活中減少步行器使用風險。另外，由于使用者存在的不同步態畸形(例如脛腓骨骨折、截肢手術、輕偏癱、偏癱和腦癱)會導致不同的步行器使用模式，也需要動力學研究有針對性地加以甄別，以了解使用者的不同需求，在步行器的結構再設計中加以考慮。
柄反作用矢量(Handle reaction vector，HRV)是目前有關步行器助行較為常用的動力學參數指標。它是將助行過程中使用者對步行器的作用合成簡化為集中載荷，用位于步行器手柄中點橫截面形心處的兩個力學矢量來表示，其在不同方向上的分量可以分別表征使用者借助步行器所獲得的力推進，力平衡和力支持水平，如圖2所示。自1996年HRV概念提出以來，已經陸續有來自英、德、美多個課題小組開展了對HRV的檢測研究，方法都采用將應變片電橋直接安裝在步行器手柄表面進行測量。這種情況下，由于測量位置集中在手柄表面，應變片極易受到使用者手溫和手濕的影響，導致測量精度的下降；另外，手柄上應變片的粘貼也會給使用者帶來手握動作的不適和心理的某些暗示恐懼，從而影響其正常的步態，給后續基于動力學的步態分析引入不可知的錯誤因子。鑒于此，有必要開發了一套新型的步行器助行動力學參數監測裝置，準確實時地鑒別其動力訴求，量化行走質量，減少步行器使用風險。
發明內容
本發明所要解決的技術問題是，提供一種能量化行走質量、減少步行器使用風險的步行器助行動力學參數監測裝置，它在不影響使用者正常助行過程的前提下，能夠準確實時地鑒別其動力訴求，為步行器的有效使用指導及助行效果的可靠評價提供幫助。
為解決上述技術問題是，本發明的步行器助行動力學參數監測裝置，包括步行器以及設置在步行器上的應變片。所述的應變片為12導聯應變片電橋網絡，用于間接提取HRV信息，它設置在所述步行器框架上手柄以外的位置；所述12導聯應變片電橋網絡連接有放大電路、模數轉換電路和計算機；所述12導聯應變片電橋網絡的輸出模擬信號經放大電路放大后輸出至模數轉換電路，模數轉換電路將上述模擬信號轉換為數字信號輸出至計算機。
所述的計算機存儲有Labview數據采集軟件(基于虛擬儀器的數據采集軟件，Labview的正式中文全稱為“虛擬儀器”)和GUI數據處理軟件(基于圖形用戶界面的數據處理軟件，GUI的正式中文全稱為“圖形用戶界面”)，所述計算機運行Labview數據采集軟件時執行如下步驟采集通道設定，采集長度設定，采集頻率設定，采集數據，文本存儲和示波板監視；所述計算機運行GUI數據處理軟件時執行如下步驟患者資料輸入，選定待處理的數據文件，初始化，HRV計算，存儲、顯示、重復計算和清理輸入，重復計算后返回“選定待處理的數據文件”步驟，清理輸入后返回“患者資料輸入”步驟。
與現有技術相比，本發明具有以下有益效果(一)采用安裝在步行器框架上的12導聯應變片電橋網絡來間接提取HRV信息，避開手柄，從而最大程度地消除測量過程對使用者行走步態的影響，保證測量手段與測量數據間的相互獨立性，提高測量結果的精度和可靠性；(二)可在相關輔助器械的有效使用指導與康復效果評價領域得到廣泛應用。
圖1是本發明步行器助行動力學參數監測裝置的系統結構框圖；圖2是HRV定義示意圖；圖3是12導聯應變片電橋網絡位置圖；圖4是機前盒結構示意圖；圖5是基于GUI的數據處理界面；圖6是基于虛擬儀器(Labview)的數據采集軟件流程圖；圖7是基于圖形用戶界面(GUI)的數據處理軟件流程圖。
附圖標記1是電話線束 2是220v電源線 3是68針接口 4是電源開關 5是電源指示燈具體實施方式
以下結合實施例和附圖對本發明作詳細說明。
如圖1所示，本發明的步行器助行動力學參數監測裝置，包括步行器以及設置在步行器上的應變片。所述的應變片為12導聯應變片電橋網絡，用于間接提取HRV信息，它設置在所述步行器框架上手柄以外的位置；所述12導聯應變片電橋網絡連接有放大電路、模數轉換電路和計算機；所述12導聯應變片電橋網絡的輸出模擬信號經放大電路放大后輸出至模數轉換電路，模數轉換電路將上述模擬信號轉換為數字信號輸出至計算機。所述的計算機存儲有Labview數據采集軟件和GUI數據處理軟件。
本發明以安裝在步行器框架上的12導聯應變片電橋網絡為基礎，設計了相應的硬件和軟件系統，硬件系統包括傳感器件、放大電路、穩壓電源以及模數轉換裝置四部分組成，軟件系統包括數據采集和處理兩部分組成。
使用者在步行器助行過程中所施加的HRV會首先通過安裝在步行器上的傳感器件轉化為電壓信號。本實施例中采用的傳感器件是日本Tokyo Sokki Kenkyujo公司生產的350歐姆，FLA-2系列應變片。從長期穩定性考慮，應變片粘貼采用的是環氧類，而非氰基丙烯酸鹽類粘合劑。應變片采用彎曲模式。傳感器件與后續放大電路之間通過4線芯的數據傳輸線纜(選用普通電話線)連接，其中2線芯用于電源供給，2線芯用于信號輸出。本實施例中采用的放大電路的核心芯片是RS846-171。由于應變片電橋網絡的信號輸出往往要小于毫伏級，而其常規測量的共模電壓卻至少在伏級以上，根本無法滿足后續數據采集的要求，必須要進行必要的放大和共模抑制。RS846-171是低噪聲、低漂移、高可靠性和線性的放大器芯片，采用24管腳的封裝，直流電供給。它可以通過消去共模電壓的方式克服共模抑制，具體的工作原理是依靠調整Wheatstone電橋電源供給負端電壓的大小，使得信號在其輸出負端電壓恒為零，而對于一個對稱電橋，此時的電源供給正負端電壓的大小相等、極性相反，因此也就取得輸出信號的零共模電壓。至于輸出信號的放大功能是通過RS846-171的外圍電路來實現的。其中信號放大實際選用1000倍。發明中采用的穩壓電源大小為±12V。考慮到使用的方便，穩壓電源采用外接AC220V進行轉換產生。AC220V陸續經過12V變壓器變壓，二極管橋路整流和7812/7912穩壓三個過程，轉變為適合的穩定電壓信號供給系統的放大電路。本實施例中采用的模數轉換裝置包括I/O連接板(I/O Connector Blocks)和多功能數據采集卡(DAQ Card)兩部分組成。I/O連接板采用的是CB-68LPR，它內含68針公口，可以為DAQ提供符合規格的低噪聲I/O信號輸出。多功能數據采集卡采用的是NI 6024E，它具有16路單端/8路差分模擬輸入，12位精度，200KS/s采樣率，200KS/s磁盤寫入速度，±0.05到±10V輸入范圍，最多兩路12位模擬輸出，最多32條數字I/O線，兩路24位計數器/定時器，完全可以滿足實際測量要求。另外，I/O連接板和多功能數據采集卡間的數據傳輸采用的是PSHR68-68屏蔽線纜。數據采集軟件是基于Labview建立起來的，其中數據通過I/O 1～12通道讀入，采樣長度和采樣頻率可通過計算機調整，發明實際采用的是600點和10Hz。數據采集后通過軟件接口送至GUI數據處理軟件進行處理、顯示和存儲，同時有關使用者的個人資料信息也可利用該軟件的圖形用戶界面數據處理界面進行錄入，方便臨床數據庫的建立和整合。
本發明要點在于應變片電橋的有限元法定位；多導聯信號的冗余-優化處理方法；機前盒的設計；基于GUI的數據處理界面；系統的靜態標定等技術環節。
應變片電橋的有限元法定位在監測過程中，HRV總共有六種未知量，即步行器每只手柄各x，y，z三個方向分量(左手Flx，Fly，Flz；右手Frx，Fry，Frz)，要求被系統測得，因此需要在一架標準兩輪步行器兩側框架梁各安裝六套應變片電橋，見圖3。電橋具體的安裝位置是由對步行器框架進行的結構力學有限元分析(FEA)結果決定的。由于步行器框架在不同方向分量力作用下會產生不同的形變效果，電橋都是被安排在相關力學分量作用下的框架相對最大形變位置以取得最可靠的結果。其中，B-1和B-2、B-7和B-8分別對應于x向的兩個分量，B-3和B-4、B-5和B-6分別對應于y向的兩個分量，B-9和B-10、B-11和B-12分別對應于z向的兩個分量。另外，根據所測力學分量所引發彎距方向的不同，電橋粘貼位置還需對應于梁管的相應變形側面。
多導聯信號的冗余-優化處理方法本發明中，針對HRV的單一方向力采用兩套電橋的設計屬于一種冗余測量。這其中冗余的一套電橋對于減少被測力的非線性和交互干擾是非常必要的。從理論上講，一套應變片電橋的輸出信號與對應的某一方向分量力應呈線性關系。但實際上，這種線性關系并不理想，而且不同分量力之間會產生較大交互干擾。為了解決這個問題，設計中采用了“冗余-優化”方法。其優勢在于1)通過增大有效信息量的方法最大程度地減輕了輸出關系的非線性化；2)將不同導聯的輸出之間建立起了網絡聯系，產生了一個綜合平衡結果，減少了方向分量力之間的交互干擾。具體說來，本研究中冗余的測量信息可以有效補充電橋輸出因各種偶然因素，如作用力中心微移，所帶來的非線性化。另外，這兩套電橋(主要，靈敏度權重值較高)和其他十套電橋(參考，靈敏度權重值較低)在此方向校準過程中會被視為一個整體網絡來考慮。標定后，系統的原始靈敏度系數矩陣[SM]將是一個12×6的超定矩陣，而非6×6的方陣。再對[SM]進行轉置求[SM]-1的時候，實際上也就是針對一個超定方程優化求解過程，最終得到的就是一個平衡了所有信息的網絡優化結果，這也大大減少了各方向力之間的交互干擾。
機前盒的設計為方便測量和提高系統的可攜性，本發明把除粘貼在步行器上的傳感器件和附著在計算機內的數據采集卡在外的所有硬件裝置都安裝在一個機前盒里，見圖4，1是電話線束，2是220v電源線，3是68針接口，4是電源開關，5是電源指示燈。機前盒只保留一個數據輸入口，一個數據輸出口和一個電源輸入口。考慮到每個應變片電橋和其后續放大電路之間是通過電話線連接的，因此機前盒的數據輸入口實際上就是由12根電話線接口組成的。數據輸出口是I/O連接板的68針公口，為PSHR68-68屏蔽線纜接駁用。電源輸入口是預留一個AC220V的三相插頭。另外，機前盒還設有一個電源開關和一個電源指示燈，可以便于實際操作。如此一來，整個步行器測力硬件系統就可以簡化為三個主要實體構件步行器(含應變片)、機前盒和計算機(含采集卡)，其中這里的步行器與一般步行器的區別只是在于框架表面附著了些微小的應變片和引出了些細線纜，從外形和重量來說幾乎沒有變化，因而也不會影響到使用者的正常步態。
軟件系統軟件系統包括數據采集和處理兩部分組成。如圖6所示，計算機運行Labview數據采集軟件時執行如下步驟采集通道設定，采集長度設定，采集頻率設定，采集數據，文本存儲和示波板監視。如圖7所示，計算機運行GUI數據處理軟件時執行如下步驟患者資料輸入，選定待處理的數據文件，初始化，HRV計算，存儲、顯示、重復計算和清理輸入，重復計算后返回“選定待處理的數據文件”步驟，清理輸入后返回“患者資料輸入”步驟。
基于GUI的數據處理界面考慮到監測數據和臨床資料處理的方便，本發明設計建立了基于GUI的數據處理界面，見圖5。界面內的選項共有四大類組成，分別是文本輸入選項名字(Name)，年齡(Age)，以cm為單位的身高(Height)和以kg為單位的體重(Weight)。
菜單下拉選項性別(Sex)，下拉內選項包括男(Male)、女(Female)，默認/顯示項為男(Male)，刺激側(Side)，下拉內選項包括兩側(Both)、左側(Left)、右側(Right)、無(Nil)，默認/顯示項為兩側(Both)。
圖形彈出選項包括 三個按鈕，可以分別顯示HRV的各項結果。
一般功能選項包括 和 五個按鈕，這些都是和處理有關的功能選項。前三個分別是打開、初始化和存儲數據程序，后兩個分別是重復計算和清理文本輸入。
系統的靜態標定系統靜態標定過程中，已知標準重量沿HRV各分量方向被逐步施加到步行器手柄上，通過相應的輸出信號計算得到系統的靈敏度系數矩陣。
系統靈敏度系數矩陣與輸出電壓，施加HRV負載的線性關系可用下式表示[V]＝[SM][F](1)這里[V]是代表輸出電壓的列向量，[F]是代表HRV負載列向量，靈敏度系數矩陣[SM]把這二者聯系起來。由(1)式看出，標定時的靈敏度系數矩陣可由下式解得[SM]＝[Flx./Vlx，Fly./Vly，...，Frz./Vrz](2)這里Flx./Vlx，Fly./Vly，Flz./Vlz分別是左手x，y，z方向分量力作用下靈敏度系數列向量，Frx./Vrx，Fry./Vry，Frz./Vrz是右手x，y，z方向分量力作用下靈敏度系數列向量。這樣，隨著[SM]的確定，所有施加到手柄上的合力HRV矢量就都可從下式推出[F]＝[SM]-1[V](3)需要注意，系統的初始化測量對于標定結果的獲取是十分必要的。因為受到溫度，濕度等外界環境的影響，應變片電橋輸出即使在空載時也不會維持一個固定值。因此在標定之前，必須要進行系統初始化，得到當時當地空載的系統輸出值。在后續進行數據處理過程中，正式測量值要減去空載值以消除環境影響，正確反映行走過程中HRV的變化。
誤差校驗實驗為了考查本發明在力學監測方面的可靠性和可行性，進行了相關的誤差校驗實驗，其中包括系統的非線性、交叉干擾和力學精度檢驗。
非線性檢驗系統的非線性檢驗是運用多軸框架和一系列標準重量來進行的。HRV單方向分量力被施加到步行器手柄上。x，y和z向量程范圍分別是20，20和80kg，單次5kg的負重從0到滿量程逐步增加，再逐步遞減至0。這樣介于0和滿量程之間，每個等值測試點都會有加載和卸載的兩個測量值。這二者之間的差值取最大，代入下式就可以得到非線性誤差El=|DmaxFful|×100%---(4)]]>這里Dmax是測量到的加載卸載的最大差值，Ffull是量程范圍。
表1給出的是系統非線性誤差值，最大的非線性誤差出現在Flx分量力方向上，為2.901％，最小的非線性誤差出現在Fly分量力方向上，為0.615％。
交叉干擾檢驗在系統的交叉干擾檢驗過程中，當每個HRV單方向分量力被施加到步行器手柄上時，根據測得的電信號輸出值和標定后的系統靈敏度系數矩陣，在其它5個分量方向上都可以計算出相應的偽輸出力。交叉干擾誤差就可以按照下式來計算CTi-j=|FiFj|×100%---(5)]]>這里Fi是系統在i方向上的偽輸出，Fj是施加在j方向上的測試分量。
表2給出的是系統交互干擾值，最大的交互干擾出現在施加Flz分量力時對Frz分量力的干擾，為3.188％，其次為施加Frz分量力時對Flz分量力的干擾，為3.034％。
力學精度檢驗系統力學精度的檢驗是依靠分別施加八個方向的負載來進行的。這八個方向是按照已建立起的笛卡爾直角坐標系的三坐標軸對全部實驗空間來劃分的。前面用到的一系列標準重量被作為參考負載。運用多軸框架將參考負載分別按這八個方向加載到步行器手柄上。通過校準公式，相應的電壓信號會轉化為每個手柄上的力輸出Fx，Fy和Fz。
任意方向的力輸出幅值大小可以按照下式計算Fr=Fx2+Fy2+Fz2---(6)]]>系統的力學精度誤差可以按照下式計算Ef=|Fr-FlcFlc|×100%---(7)]]>這里Flc是標準重量施加的參考負載。
表3給出的是系統八方向力學精度值，最大的力學精度誤差出現在左手(-Fx，-Fy，+Fz)這個方向空間里，為1.01％。
誤差校驗實驗結果顯示本發明的測力非線性度小于2.901％，交互干擾小于3.2％，精確度好于1.01％，完全可以達到研究中步行器助行動力學參數HRV的監測要求。另外，本發明具有準確實時、方便可行的特點，還能在保證使用者正常步行器行走訓練的同時實施HRV監測功能，量化行走質量，減少步行器使用風險，并為未來臨床康復中的助行動力學研究和步行器的生物力學再設計方案提供可靠的科學依據。
本發明提的步行器助行動力學參數監測方法，在不影響使用者正常助行過程的前提下，能夠準確實時地鑒別其動力訴求，量化行走質量，減少步行器使用風險。該項發明可為步行器的有效使用指導及助行效果的可靠評價提供幫助，并獲得可觀的社會效益和經濟效益。最佳實施方案擬采用專利轉讓、技術合作或產品開發。
表1.非線性誤差
表2.交互干擾
表3.八方向力學精度
權利要求
1.一種步行器助行動力學參數監測裝置，包括步行器以及設置在步行器上的應變片，其特征是，所述的應變片為12導聯應變片電橋網絡，用于間接提取HRV信息，它設置在所述步行器框架上手柄以外的位置；所述12導聯應變片電橋網絡連接有放大電路、模數轉換電路和計算機；所述12導聯應變片電橋網絡的輸出模擬信號經放大電路放大后輸出至模數轉換電路，模數轉換電路將上述模擬信號轉換為數字信號輸出至計算機。
2.根據權利要求1所述的一種步行器助行動力學參數監測裝置，其特征是，所述的計算機存儲有Labview數據采集軟件和GUI數據處理軟件，所述計算機運行Labview數據采集軟件時執行如下步驟采集通道設定，采集長度設定，采集頻率設定，采集數據，文本存儲和示波板監視；所述計算機運行GUI數據處理軟件時執行如下步驟患者資料輸入，選定待處理的數據文件，初始化，HRV計算，存儲、顯示、重復計算和清理輸入，重復計算后返回“選定待處理的數據文件”步驟，清理輸入后返回“患者資料輸入”步驟。
全文摘要
本發明公開了一種步行器助行動力學參數監測裝置，包括步行器以及設置在步行器上的應變片。應變片為12導聯應變片電橋網絡，用于間接提取HRV信息，它設置在所述步行器框架上手柄以外的位置；12導聯應變片電橋網絡連接有放大電路、模數轉換電路和計算機；12導聯應變片電橋網絡的輸出模擬信號經放大電路放大后輸出至模數轉換電路，模數轉換電路將上述模擬信號轉換為數字信號輸出至計算機。計算機存儲有Labview數據采集軟件和GUI數據處理軟件。本發明采用安裝在步行器框架上的12導聯應變片電橋網絡來間接提取HRV信息，避開手柄，從而最大程度地消除測量過程對使用者行走步態的影響，保證測量手段與測量數據間的相互獨立性，提高測量結果的精度和可靠性。
文檔編號G06F17/00GK1729955SQ20051001457
公開日2006年2月8日 申請日期2005年7月19日 優先權日2005年7月19日
發明者明東, 萬柏坤 申請人:天津大學