肢联动的康 复训练器）的旋转轴（可以是下肢运动旋转轴或者与下肢运动旋转轴存在旋转角度对应关 系的轴）上安装旋转检测器，利用旋转检测器根据旋转轴的摆动输出的脉冲信号获得患者 运动过程中每一步的实际步幅，从而精确计算运动里程，解决了现有技术中使用预设的步 幅计算运动里程精度不高的问题，给患者和康复治疗师提供更加精确的参考数据。
[0031] 上述旋转检测器24可以是编码器，例如增量式旋转编码器，也可以是位移传感器 等可以将直线位移或角位移转换为电信号的装置。
[0032] 本发明实施例中，旋转检测器24的安装位置可以根据具体的康复训练器种类进 行调整，例如，对于四肢联动康复训练器，旋转检测器可以安装在下肢运动旋转轴上，也可 以安装在上肢运动旋转轴上，上肢运动旋转轴与下肢运动旋转轴的旋转角度具备对应关 系，同样可以得到运动里程，还可以安装在与上肢运动旋转轴或下肢运动旋转轴存在旋转 角度对应关系的轴上；对于下肢功率车，旋转检测器可以安装在下肢运动旋转轴上，也可以 安装在与下肢运动旋转轴存在旋转角度对应关系的轴上。需要说明的是，旋转检测器的轴 或轴套的直径与安装该旋转检测器的轴的直径匹配，可以通过现有技术中安装旋转检测器 的方式进行安装，例如，通过法兰或者齿轮、摩擦转轮等辅助部件将旋转检测器与安装轴固 定。
[0033] 本发明实施例中，患者使用康复训练器进行康复训练时，旋转检测器24根据安装 该旋转检测器的轴的摆动（或称为旋转）输出脉冲信号（可以直接输出脉冲信号，也可以 是通过正余弦信号斩波出频率更高的脉冲信号），传输给CPU进行计算等处理，得到患者运 动过程中每一步的实际步幅（即每次摆动的运动里程），而不是以预设的固定步幅进行计 算，区分了患者运动过程中的步幅大小，从而提高运动里程计算精度。另外，作为旋转检测 器的信号接收设备，CPU的接口与旋转检测器的接口匹配。
[0034] 在一个实施例中，中央处理器25,具体用于根据脉冲信号中的A相脉冲信号及B相 脉冲信号生成每次摆动的旋转角度，根据旋转角度及康复训练器的旋转圆心生成每次摆动 的运动里程，并根据每次摆动的运动里程生成总运动里程。
[0035] 上述旋转检测器24可以是增量式旋转编码器。
[0036] 需要说明的是，增量式编码器是将位移转换成周期性的电信号，再把电信号转变 成计数脉冲，用脉冲的个数表示位移的大小。对于增量式旋转编码器，每转过一定的角度就 发出一个脉冲信号（也可以发出正余弦信号，再对正余弦信号进行细分，斩波出频率更高 的脉冲），通常为A相、B相、Z相输出，其中，A相、B相为相互延迟1/4周期的脉冲输出，根据 延迟关系可以区别正反转，而且通过取A相、B相的上升沿和下降沿可以进行2倍频或4倍 频；Z相为单圈脉冲，即每圈发出一个脉冲。旋转编码器以每旋转360度输出的脉冲个数表 示旋转编码器的分辨率，分辨率可使用多少线表示，旋转编码器的分辨率一般为5~10000 线。
[0037] 在本实施例中，中央处理器25根据A相脉冲信号与B相脉冲信号的延迟关系可以 区分出不同的摆动方向，从而生成每次摆动的旋转角度，例如，设A相脉冲信号超前B相脉 冲信号为正方向旋转，对应左下肢向前蹬所引起的摆动；B相信号超前A相信号为负方向旋 转，对应左下肢向后蹬所引起的摆动。当然，正反转与肢体运动的对应关系可以自行设定。
[0038] 具体的，可以采用以下两种方法计算每次摆动的运动里程：
[0039] (1)根据旋转角度与步幅（即每次摆动的运动里程）的对应关系计算，例如，康复 训练器满步的步幅为〇. 89米，对应轴旋转角度为60度，当获得本次摆动的旋转角度X时， 可通过以下公式计算对应的步幅y:y= 〇. 89x/60°。在本方式中，满步的步幅可以是现 有技术中的康复训练器计算运动里程所使用的固定步幅值，例如，【背景技术】中提到的〇. 89 米，或者是统计不同身高、体重、年龄的人得到的每步的平均步幅。采用本方式，利用旋转角 度与步幅的对应关系，简单计算即可得到每次摆动的运动里程。
[0040] (2)已知弧长与步幅的对应关系，通过计算旋转角度对应的弧长计算每次摆动的 运动里程，每次摆动的弧长ζ=χπΓ/180°，其中，r为旋转轴旋转的半径（参考图1中所 指出的半径）。假设用户满步时旋转角度对应的弧长为40cm，满步步幅为0. 85米，则根据 上述公式计算本次旋转角度X对应的弧长z后，本次摆动的运动里程y= 0. 85z/0. 4。
[0041] 在一个实施例中，康复训练器还可以包括：显示屏，连接至中央处理器，用于显示 总运动里程。方便用户查看。当然，还可以根据需要显示每次摆动的运动里程。
[0042] 以上实施例中，康复训练器可以是用于锻炼下肢的康复训练器，例如下肢功率车。
[0043] 在另一个实施例中，与下肢运动旋转轴23存在旋转角度对应关系的轴包括上肢 运动旋转轴。如图3所示，康复训练器还可以包括：上肢训练部件26及上肢运动旋转轴27。 上肢训练部件26包括手持部261以及与手持部261相连的连接杆262,连接杆262连接上 肢运动旋转轴27,上肢运动旋转轴27与下肢运动旋转轴23连接，上肢训练部件26通过上 肢运动旋转轴27与脚踏板22、下肢运动旋转轴23匹配构成联动机构。在本实施例中，四肢 联动的康复训练器，上肢训练部件26通过上肢运动旋转轴27与脚踏板22及下肢运动旋转 轴23构成联动机构，将旋转检测器安装在上肢运动旋转轴上，通过其与下肢运动旋转轴的 旋转角度对应关系计算出比较准确的运动里程。对于四肢联动康复训练器，根据编码器的 A相、B相输出可以区分上肢的推拉。
[0044] 在以上实施例中，旋转角度可以通过正角度来表示，例如，左上肢拉到底为70°， 左上肢推到底为70°。旋转角度也可以通过正负角度来表示，例如，每个推拉运动周期对应 编码器的角度范围是+90°~-90°，即推为正角度，拉为负角度。
[0045] 需要说明的是，在实际应用中，安装旋转检测器的轴与实际要检测其旋转角度的 轴（例如，下肢运动旋转轴或上肢运动旋转轴）之间的摆动存在对应关系，例如，下肢运动 旋转轴旋转Γ，安装旋转检测器的轴对应旋转30°，在这种情况下，需要注意使用比例关 系进行计算。
[0046]下面结合图4说明旋转检测器24的安装位置，以四肢联动康复训练器为例，如图 4所示，编码器（即旋转检测器24)安装在与下肢运动旋转轴23(图中未示出，被上肢运动 旋转轴27覆盖）存在旋转角度对应关系的轴上，标号30所指的位置是安装脚踏板22的位 置，262是与上肢运动旋转轴27连接的连接杆，其另一端连接手持部261 (图4中未示出）。 在图4中，当用户使用该康复训练器进行康复训练时，一肢带动三肢，上肢运动旋转轴27与 下肢运动旋转轴23 -起旋转，通过传动部件28带动齿轮29旋转，编码器24与齿轮29相 契合，随齿轮29而旋转，从而可以通过编码器24检测安装编码器的轴的旋转，进而根据旋 转角度对应关系得到下肢运动旋转轴23每次摆动的旋转角度。图4仅作安装旋转检测器 的示例，并不构成对本发明不当的限定，在此基础上所做的变形、等同替换、改进等，均应包 含在本发明的保护范围之内。
[0047] 本发明实施例还提供了一种康复训练器运动里程的计算方法，基于上述实施例描 述的康复训练器实现，本发明的康复训练器的构造及原理已经在上述实施例中详细描述， 此处不再详述。图5是本发明实施例的康复训练器运动里程的计算方法的流程图，如图5 所示，该方法包括如下步骤：
[0048] 步骤S501，根据康复训练器的下肢运动旋转轴或者与下肢运动旋转轴存在旋转角 度对应关系的轴的摆动产生脉冲信号；
[0049] 步骤S502,根据脉冲信号生成每次摆动的运动里程；
[0050] 步骤S503,根据每次摆动的运动里程生成总运动里程。
[0051] 通过上述方法，利用康复设备的旋转轴上安装的旋转检测器输出的脉冲信号获得 患者运动过程中每一步的实际步幅，将实际步幅累加，精确计算总运动里程，解决了现有技 术中使用预设的步幅计算运动里程精度不高的问题，给患者和康