1. Введение и постановка задачи

В современной медицинской технике и реабилитации особое внимание уделяется устройствам для восстановления двигательной активности маломобильных пациентов. Среди них ключевое место занимают стационарные реабилитационные вертикализаторы, предназначенные для безопасного перевода человека из горизонтального положения в вертикальное, которые также активно используются для реабилитации участников Специальной военной операции, активации естественного кровообращения и предотвращения застойных явлений [1, 2].

Конструкция аппарата включает опорную раму, систему фиксирующих элементов и электропривод перемещения ложемента. Критически важным требованием является обеспечение плавности хода: рывки при подъеме способны спровоцировать ортостатическую гипотензию у ослабленного пациента. В связи с этим к системе управления предъявляются повышенные требования по точности позиционирования и мягкости переходных процессов.

В классических исследованиях применяются линейные ПИД-регуляторы [3, 4], которые демонстрируют снижение эффективности при изменении массы пациента и вариации плеча нагрузки [6], что сопровождается возникновением колебательных переходных процессов.

Цель работы: разработка усовершенствованной математической и имитационной модели вертикализатора с адаптивным контуром управления и исследовании энергетических параметров электроприводов и ее дальнейшего использования для участников СВО.

2. Конструктивная схема и математическая модель вертикализатора

В процессе подъема пациента угол наклона опорной платформы ȹ меняется в диапазоне от 90 . Электропривод (линейный актуатор или винтовая пара) преодолевает гравитационный момент, силы трения и инерционные сопротивления.

Динамика поворота платформы описывается дифференциальным уравнением [4, 6]:

где:

— J — момент инерции подвижных частей рамы и тела пациента [1];

— — угловое ускорение платформы;

— — крутящий момент, создаваемый электроприводом;

— гравитационный момент сопротивления, зависящий от массы пациента положения центра масс [2];

— момент сил трения в шарнирных узлах [5].

Усилие на штоке линейного привода определяется выражением [3, 5]:

где:

— P — шаг винтовой пары [5];

— ошибка позиционирования по высоте [2].

Рис. 1. Блок-схема из Simulink

Интеграция нечеткого регулятора (Fuzzy Logic Supervisory)

Для минимизации просадок и задержек в контур обратной связи внедряется блок нечеткой логики (Fuzzy Inference System) [3]. Данный блок в реальном времени корректирует коэффициенты в зависимости от текущего угла наклона ȹ и скорости изменения нагрузки . Указанное техническое решение снижает пиковые нагрузки на редуктор привода винтовой пары на 14–18 % по сравнению с классическим ПИД-регулированием [3].

3. Анализ результатов имитационного моделирования динамических нагрузок

В рамках имитационного эксперимента в среде MATLAB/Simulink (Simscape Multibody) реализуется моделирование подъема пациента за интервал времени 60 с.

Рис. 2. График изменения угла наклона ложемента вертикализатора ȹ(t) в процессе ортостатической тренировки

На полученной кривой прослеживается плавный S-образный характер изменения угла без скачков ускорения, что исключает стрессовые нагрузки на сердечно-сосудистую систему пациента.

Рис. 3. График изменения усилия F(t) на штоке привода во время подъема пациента

Анализ распределения усилий (Рисунок 3) показывает, что максимальная нагрузка на электропривод достигается не в конечном вертикальном положении ( ), а в промежуточном интервале углов от 35 до , где плечо силы тяжести пациента относительно оси вращения принимает наибольшее значение. По мере дальнейшего приближения к вертикали плечо сокращается, что приводит к уменьшению требуемого усилия актуатора [2].

4. Энергетический анализ и оценка энергоэффективности

Поскольку такие вертикализаторы часто ставят в палатах интенсивной терапии и запитывают от аккумуляторов, важно понимать, сколько энергии они тратят.

Рис. 4. График изменения потребляемой электрической мощности привода

Когда система опускает пациента обратно, актуатор работает под действием гравитации. Если задействовать режим рекуперативного торможения, часть энергии можно возвращать обратно в накопитель питания, повышая общую энергоэффективность автономного комплекса (примерно 10–12 %).

Заключение

В статье рассматривается модель стационарного реабилитационного вертикализатора в среде MATLAB/Simulink. Интеграция стандартных механических узлов с нечетким регулятором позволяет сгладить переходные процессы и снизить нагрузку на привод в наиболее критических режимах работы. Полученные математические расчеты и графические зависимости могут служить основой для проектирования и разработки реальных образцов медицинских тренажеров, а также использоваться для реабилитации участниками СВО.

Литература:

1. Щербакова М. П., Печурин А. С., Безмен П. А. Имитационное моделирование инвалидной коляски-вертикализатора // Сборник научных статей «Перспективы развития технологий обработки и оборудования в машиностроении». — Курск: Юго-Западный государственный университет, 2021. — С. 303–309.
2. Мальчиков А. В., Щербакова М. П., Печурин А. С., Березина Л. В., Семенов Г. В. Математическое моделирование ИКВ в среде MATLAB // Материалы 10-й Международной молодежной научной конференции «Молодежь и XXI век». — Курск: Юго-Западный государственный университет, 2020. — Т. 4. — С. 174–177.
3. Бесекерский В. А., Попов Е. П. Теория систем автоматического управления. — СПб.: Профессия, 2003. — 752 с.
4. Лазарев Ю. Ф. MATLAB 6.5. Математическое моделирование физических процессов и технических систем: Учебный курс. — К.: Диалектика, 2004. — 474 с.
5. Яцун С. Ф., Серебровский В. В., Рукавицын А. Н. Применение мехатроники в технических системах: Учебное пособие. — Курск: Изд-во КГСХА, 2010. — 210 с.
6. Мартыненко Ю. Г. Управление движением мобильных колесных роботов // Фундаментальная и прикладная математика. — 2005. — № 8. — С. 29–80.
7. Максимов В. Н., Черноморский А. И. Система управления неголономным одноосным колесным модулем // Известия РАН. Теория и системы управления. — 2015. — № 3. — С. 156–167.