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一种用于脑中风者步态康复的可移动医疗外骨骼原型机的控制与实验结果
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一种用于脑中风者步态康复的可移动医疗外骨骼原型机的控制与实验结果,一种,用于,脑中风,步态,康复,痊愈,移动,挪动,医疗,骨骼,原型,控制,节制,实验,试验,结果
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一种用于脑中风者步态康复的可移动医疗外骨骼原型机的控制与实验结果 摘要： 重复性的以任务为导向的训练在传统的步态康复中使用并且已经被引入到被动的步态矫正中，但是这两种方法都遇到了 患者 有限修复时间的问题。本文提到的装置针对一种移动康复外骨骼提出来一种独有的控制策略和实施方案，还介绍了最初的实物测试的结果。这种拟人化设计的装置的膝关节和髋关节在矢状面都是利用液压驱动装置来驱动的。现在的控制策略允许使用者或者临床医学家在完全机器控制和总阻抗为零之间直接指定需要的康复援助水平。 该装置在三个长期脑中风患者身上做的实验 测试，利用的是依据关节弯曲为度量的步态改善的方法。 其他提到的关于步态时间以及步长结果没有标明有显著提高，但是这些被认为是 患者 有限测试时间的函数。 简介： 脑中风患者康复常用的的技术是重复性的以任务为导向的训练来增加患者的的运动能力 1对于传统的步态康复是在理疗学家的努力下来指导患者在可以支撑人体重量的跑步机（ 行走时的步态。这种方法已经被证明对于步态康复的有效性，但是它太昂贵而且时间方面的限制因为它需要一个甚至多个专业的理疗师的直接参与。 控制和机器人学方面的优势导致了驱动步态矫形器（ 步态修复上的应用，它可以通过一个期望的轨迹来驱动患者关节的转角进而来指导重复性的训练。像,以及 的装置从本质上说都是拟人化的，它在矢状面利用电驱动髋关节以及膝关节，都是基于 些装置 之间的区别在于附加的驱动自由度例如在 ， 有动力的髋关节内展外展或者像 样只有一个单驱动的腿。除了 制策略没有公开发表过）之外，这些装置应用的控制策略是基于细微差别的阻抗。比如， 在 环控制 7里的虚拟阻抗，以及在 装置中与其他装置的关节角度阻抗控制相反的脚位置的阻抗控制。 这些装置在提高 复控制技术方面有显著地进步，但是因为它们被局限于跑步机修复，从而限制了患者在装置上花费的时间。 在装置上患者有限的时间是这些装置成为大多数患者物理疗法的首选装置的一个主要的障碍。 为了 通过增加时间以及一系列的运动来提高康复，患者需要一种移动的装置。这种装置可以被用于在家中的康复。一种可移动的脑中风患者步态康复装置是来自 装置在矢状面方向的膝关 节处有一个电驱动的有动力的膝盖曲柄机构，它的运动来增加膝盖的弯曲 9。该装置的控制是阻抗并且基于当前操作模型 10的辅助力。该装置在矢状面上不对髋部提供辅助，因此不能当做前面提到的关于 置的移动替代者。缺少一个驱动的髋部意味着该装置在主要是缺少足够膝盖弯曲度的脑中风患者可能有效，但是对于那些严重的或者亚急性的脑中风患者可能无效。 外骨骼是一种移动装置技术的形式，它可以在工作中用来辅助一个人的腿，但是直到现在没有一种能够满足康复的需要。这些装置可以驱动矢状方向的膝关节和髋关节但是有许多重点包括 11 13 了 用了基于控制策略的关节角度位置，这些装置都利用了了基于援助范例的力来控制使用者。 本文提出了一种关于移动的脑中风患者步态康复外骨骼的控制策略和最初实验结果。该装置是 第一个 展示了应用 髋关节和膝关节康复的现有 备 同时也是具有 移动 能力 的外骨骼。 控制策略及其实现地址问题的出现了特有的移动步态康复平台的需要。 装置介绍： 该研究是在伯克利仿生实验室以及加利福尼亚州伯克利分校人机工程实验室的工程师共同 指导完成的。现存的 硬件综述： 这个测试中使用的设备形状是拟人化的，见图 1,有两条腿和一个躯干。设计的腿和关节允许他们来支持机器的负载并将其传输到地面 ,而不是通过用户。这个装置的特点是双动液压驱动在膝盖和髋部的液压总成分别 位于 背部和髋部。 除了在之前讨论过的在矢状面上驱动的自由度 ,其他的自由度在膝盖被机械锁紧。在髋部 ,内 收 /外展运动非常迅速 ,但并非完全锁定 ,大腿旋转是自由的 ,所有其他的自由度被机械锁紧。脚踝在所有的方向运动迅速 ,包括矢状面 ,通过使用一 个现有的矫正的脚踝。 为安全起见 ,这个装置结合使用一个手推车 ,该手推车是用来在患者跌倒的情况下支持设备和病人。手推车也支持外骨骼的部分重量 ,因为最初是为使 制 的 ,所以 它的负载比预期的更加重。最后测试设备的重量 包括电池 是 大约 90磅 (39公斤 )。 传感器综述： 因为装置是移动的 ,其包括的传感为了能量和可靠性的目的被限制。该装置在脚跟和脚趾有压力传感器。这些传感器不能够被可靠地转化为与地面相互作用的力 ,因为它们的输出大不相同并且依赖于一些 因素如脚在传感器上的位置以及个人脚结构的构型。除此之外 ,这些传感器能作为软开关来判断脚是否与地面接触。 在膝关节有电位 器 ,它提供了一 种 模拟读出膝关节的角度 ;在髋部有一个测量关节转角的数字编码器。在液压总成里面，有许多传感器。比如压力传感器和阀编码器 ,它们被用来保持液压系统的适当函数。最后被用于确定装置姿势的传感器是内装在躯干中的加速度计 /陀螺仪 ,它可以返回在矢状面上绝对的躯干角度。 值得注意的是 ,许多系统的自由度的没有被感知。其中一些自由度是必不可少的来充分监测系统的状态。例如 ,在矢状面之外没有运动传感器， 因此没有办法观察装置的 3 1：移动医疗步态康复外骨骼装置原型机患者测试时系带以及驱动器位置 同样 ,在脚踝处也没有感知 ,这限制了系统去观察当前的姿势下完整矢状面模型的能力。这些传感器的缺少不是本文提出的控制策略的阻碍 ,但可能会限制该装置其他控制策略应用。这些额外的传感器被省略来确定产生一个 产生可靠的步态需要最少 传感器 的 平台。 控制策略： 控制理论 两种控制 理论 被应用来实现装置 的 期望功 能。多个控制策略都必须满足在步行周期不同状态下的不同控制的需要 ,这些在本文的下一节中做介绍。 两种控制理论的第一 种 是基于粘性摩擦补偿控制器的阻抗控制。该控制器是应用在零阻尼或者低阻尼的的情 况，并且对非零期望阻尼进行测试。为了取得低阻抗 ,益被调整来保持在无显著超调或者震荡条件下快速的响应。这种控制策略的类型是类似于其它装置 16上的低阻抗控制器。虽然我们不能定量给出我们能够实现的阻尼确切水平，但是穿戴者很容易能够克服自由移动关节中残存的力。粘滞摩 擦补偿量的调优 是由用户根据用户 在 使用 时的需要进行调整 。 因为粘性摩擦补偿靠一个简单的增益来实现 ,所以它无法精确地抵消摩擦， 同时一般来说可能是在用户的腿上作用更大的质量来积极地为用户调节。 本文采用的 阻尼 控制器， 见图 2，通 过等式（ 1）和等式（ 2）计算，其中 别是力控制器中 的增益， ( t )k( t )k( t ) （ 1） 其中： F(t)-(t)F(t)D e s2） 第二 种 主要的控制理论是一种混合的位置 /力控制器 17，它被修改为包含来自低阻抗控制 器的粘性摩擦系数以允许 不同水平的 位置控制援助。该控制器负责大部分的步态康复，通过这种装置来帮助用户的关节角度轨迹沿着一个预先设置的健康步态轨迹。为了使用者的安全 ,避免过负荷产生身体干涉，主要位置的控制器是 制器而不是 过包括不止 一个积分器 来 避免积分器饱和。积分器饱和可能导致许多控制器输出超出用户运动的任何限制。这种过功率用户输入的保护是极其重要的 ,因为脑中风患者常见的一种情况是受损腿的痉挛，腿部肌肉会不由自主地收缩。过功率的痉挛性反应会导致受伤 ,因此被避免了。 来提供广泛应用的不同援助的一 种解决方案是增益调度方法 ,即该控制器增益被改变以允许更大的稳态误差 并且 降低整体控制器输出。在特定的系统 ,这样的一种控制解决方案不会奏效。因为液压系统的高摩擦将会导致一个锁紧系统。不像增益调度 ,修改后的混合控制器提供了一种好处，即允许用户在完全援助与低阻抗之间的状态范围 内 行走。该控制结构允图 2：摩擦系数阻尼控制器 许用户通过改变单个值指定需要多少援助。 控制器结构见图 3，允许 0与 1之间取值，其中 1代表关节完全位置控制， 0代表关节零阻尼或者低阻尼控制。控制输入的计算由等式（ 3）和等式（ 4）给出 ，其中 和 D 增益，力控制器的系数同等式（ 1）相同。 t )t )e t ) ( t ) t ) - ( t ) u （ 3） 其中： (t)-(t)(t)D e s e（ 4） 轨迹生成 期望步态轨迹的选择是装置控制策略所有功能的一个关键要素。控制理论是结构化指导需要的个体关节 ,但是轨迹 仍 必须选择我们外骨骼期望运动的结果。因此 ,期望步态轨迹是基于对健康人膝盖和臀部关节行走的 18的临床步态分析 (度 ,。膝盖步态轨迹是略加修改 的 ,以适应装置的限制 ,比如由于髋部可能的下降以及接近垂直脚踝的情况需要增加脚趾间隙。在髋部，位置控制被用来保持所需 基于 对大腿角度的使用比髋部角度的直接使用导致更可靠的脚趾间隙误差 ,因为 这 归功于来自于 在基于期望步进 时间和 步长 的步态摇摆的初始阶段，轨迹是时 间的函数。 为了解释期望关节角度轨迹与当前关节角度轨迹之间的初始误差的原因， 在开始的一段时间初始误差的轨迹被平滑化。混合时间被选择以使参考轨迹在摇摆阶段的最小脚趾间隙点与修正的 据相匹配。在膝关节，最小脚趾间隙点与膝关节最大弯曲相符合。最后的轨迹由等式（ 5）计算出，其中于该计算，一个可以返回修正 节角度的查找表，是一个全部期望步长时间比例的函数由定。 B le AD e sB le le AD e t)t( t ,( t )-t(e)t( t ,( t )S t e pB l e t e p （ 5） 图 3：修正后的混合控制器 其中， ),(-)( t e （ 6） 控制的实现 控制是靠使用基于脚上软开关的有限状态机来实现的。健康腿的膝盖和髋部总是在阻抗控制器下运行，来保持在关节处 的 零阻抗或低阻抗以免抑制用户有意识的健康动作。这允许用户使用健康腿平衡并且提供不约束健康肢 体的心理优点。 在瘫痪的腿上 ,膝盖和髋部控制的解决是不同 ,这取决于有限状态机的当前状态 ,如图 4中。在摇摆阶段，髋部和膝盖都受到混合控制器的控制，以此来提供所需的大量康复援助。 在行走过程的支撑阶段 ,通过关闭驱动器的液压阀 ， 膝盖几乎被锁紧。关闭阀门等同于创建一个高阻尼膝关节，因为由于液压回路的泄漏使膝盖无法完全锁紧。这种高阻尼弹簧适合在冲击之后使膝盖扣紧，这种扣紧是通过液压系统的弹簧阻尼器产生的，与需要积极驱动运动相反。 在站立阶段，髋部被限定于零阻抗控制 ,因为推进援助不是一个很重要的康复需要 ,甚至在 传统人工步态康复通常没有帮助。这种结构在支撑期间允许身体的动量来携带用户。在站立时的通过额外扭矩特定用于移动装置的髋部控制是使用户的躯干反作用以产生所需的运动。固定的康复装置中，在机器的底部的驱动器是接地 ,因此可以保证产生我们需要的运动。躯干接地是一个更可取的方案 ;但是在移动系统还没有出现。站立髋部和摇摆髋部的 平衡力矩被考虑，但是对健康腿髋部的附加力矩被认为不是一个可以接受的解决方法。 在后期的站立中 ,髋部仍是在零阻抗下驱动，但是膝盖的阀门被轻微的打开来降低关节处的阻尼。这允许了在用户的体重作用下，膝盖开始 扣 紧 并且使支撑腿开始准备步态的摇摆阶段。 实验结果： 这台机器在批准 三个慢性脑中风患者进行的实验测试。每个患者已经接受了超过一年的时间步态康复治疗来帮助恢复健康的步态。在测试过程的开始 ,抑制腿的步态用幻影 4高速摄像机的高速运动捕获通过视觉研究来进行记录。在患者穿着装置半小时测试中，患者走了近 500 英尺 (152 米 )，在听凭理疗师以及病人的期望的处理下其援助水平慢慢地升高。最后的测试 ,当患者使用设备已经变得舒适时 ,患者穿着外骨骼的步态被记录 ,与高速运动捕捉摄像头来评估外骨骼是否成功地按照期望的步 态驱动患者。 用来量化外骨骼的康复目的效率的医学参数是膝关节屈曲和步幅特征。 对于膝关节屈曲时 ,这两个主要的评价特征是最大膝关节屈曲角度和健康腿步态 与 受损的腿步态之间的相似性。 1号患者 的结果表明这两个特征明显好转 ,见图 5。最大的膝关节屈曲大约 由 17 度增加到大约 50 度。我们还可以看到 ,在对外骨骼协助下不健康腿的步态结果与患者健康腿的步态非常相似。 2号患者 在这两个特征上也表现出与 1号患者 相似的显著提高 ,见图 6。然而 ,3号患者 不健康的腿已经有了显著的膝盖弯曲 ,见图 7。 3号患者 的步态通过使康复的腿更紧密的匹合健康腿 ,就像基于 需要特别的注意的是 ,外骨骼不是被设计来移动步态更接近更健康腿的步态 的 。因为在某些情况下健康腿的步态可能是不可接受的。在许多情况下 ,健康的腿已经开发了一种 糟糕的步态为了补偿有限的膝关节或髋关节屈伸。在某些情况下 ,外骨骼的目的是将用户向一个基于 不是匹配用户的健康的腿。 作为另一个度量标准的步幅特征是步幅长度和步幅时间。对于步幅长度 ,1号患者 出现了最 显著的改善 ;然而 ,患者 2号也被注意到积极改善。对 3号患者 步幅长度显示出了非预期的结果。因为在装置中，它被缩短了。这可能是因为这个病人已经有了显著的关节屈伸，并且在他们的康复中，更加致力于尽可能减小髋部运动。步幅长度数据见表 1。在表 2中 ,三位病人的步幅时间都被增加了 ,这不是所期望的。如果有更多的时间和机会来与装置磨合 ,可能这种影响将会消失。 使用装置后，患者的反馈是非常积极的。 1号患者 表明使用这个设备比其他的步态康复设备，他们有更好的、更一致的膝盖弯曲。这是很重要的 ,因为增加膝关节屈曲是之前的物理治疗的优先考 虑的重点。 2 号患者 遭受表达性失语症 ,该情况严重限制通信 ,所以除了他们图 5： 患者 #1实验测试的膝盖弯曲结果，表明患病腿弯曲度增加并且步态 更加对称 : 图 6： 患者 #2 实验测试的膝盖弯曲结果，表明患病腿弯曲度增加并且步态 更加对称 图 7： 患者 #2 实验测试的膝盖弯曲结果，表明患 者腿的 步态 更加对称 更想使用该装置外，我们能够得到很少的反馈。 3号患者 反映该装置明显减少了她行走时的骨盆扭曲。通过患者使用过度的盆腔扭动来弥补减少的髋关节弯曲和扩展来建立 步态 ,因为对他们之前康复首要的关注是为了减轻这种盆腔扭曲。理疗师也表示 ,使用该装置后 3 号患者 盆腔的扭曲显著降低。 表 1：受损腿的步幅长度 患者 不适用该装置 使用该装置 1号 2号 3号 表 2：受损腿的步幅时间 患者 不适用该装置 使用该装置 1号 号 号 些最有意义的研究结果是发现当 3 号患者 不用该设备 ,即对用户和治疗师使用设备大约半小时后，大大降低了患者盆腔扭曲仍然是显而易见的。在这两种情况下 ,我们无法获得数据表明盆腔扭曲在减少 ,因为我们的数据捕获骨只是集中在矢状面上。将来使用的 3作捕捉系统相对于 现在 用于这个测试的高速摄像机 而言， 将被用来识别这些结果。 结论： 该项目是证 明 了 开发一 种 移动的脑中风后 态康复的外骨骼 装置是一种可行的方法。三个慢性中风患者使用并且测试的设备，证明它有 安全 得 把受损腿的步态调整到健康的步态的能力。随着持续使用设备 , 我们相信会看到其 能 改进步幅时间和步幅长度。延长对设备的使用与现有固定 希望主导步态康复。 在这一领域未来的工作必须包括更广泛的康复测试来验证，设备的结果表明持续使用装置后会产生一个更加健康的整体步伐。这要视情况而定，可以通过产生一个为该任务设计的设备的新版本做一些必要的机械改变来减少设备的总重。 测试的结果以及来自 理疗师的反馈表明在护理急性和亚急性脑中风患者通过帮助他们训练步态更健康方面有明显的进步。这项研究对于慢性病人做的工作表明大多数步态训练集中在急性和亚急性康复阶段反学习不好的习惯。这个设备在康复过程中早期的应用必须考虑未来的研究。 参考文献： 一种用于脑中风者步态康复的可移动医疗外骨骼原型机的控制与实验结果 摘要： 重复性的以任务为导向的训练在传统的步态康复中使用并且已经被引入到被动的步态矫正中，但是这两种方法都遇到了 患者 有限修复时间的问题。本文提到的装置针对一种移动康复外骨骼提出来一种独有的控制策略和实施方案，还介绍了最初的实物测试的结果。这种拟人化设计的装置的膝关节和髋关节在矢状面都是利用液压驱动装置来驱动的。现在的控制策略允许使用者或者临床医学家在完全机器控制和总阻抗为零之间直接指定需要的康复援助水平。 该装置在三个长期脑中风患者身上做的实验测试，利用的是依据关节弯曲为度量的步态改善的方法。 其他提到的关于步态时间以及步长结果没有标明有显著提高，但是这些被认为是 患者 有限测试时间的函数。 简介： 脑中风患者康复常用的的技术是 重复性的以任务为导向的训练来增加患者的的运动能力 1对于传统的步态康复是在理疗学家的努力下来指导患者在可以支撑人体重量的跑步机（ 行走时的步态。这种方法已经被证明对于步态康复的有效性，但是它太昂贵而且时间方面的限制因为它需要一个甚至多个专业的理疗师的直接参与。 控制和机器人学方面的优势导致了驱动步态矫形器（ 步态修复上的应用，它可以通过一个期望的轨迹来驱动患者关节的转角进而来指导重复性的训练。像,以及 的装置从本质上说都是拟人化的，它在矢状面利用电驱动髋关节以及膝关节，都是基于 些装置 之间的区别在于附加的驱动自由度例如在 ， 有动力的髋关节内展外展或者像 样只有一个单驱动的腿。除了 制策略没有公开发表过）之外，这些装置应用的控制策略是基于细微差别的阻抗。比如，在 环控制 7里的虚拟阻抗，以及在 装置中与其他装置的关节角度阻抗控制相反的脚位置的阻抗控制。 这些装置在提高 复控制技术方面有显著地进步，但是因为它 们被局限于跑步机修复，从而限制了患者在装置上花费的时间。 在装置上患者有限的时间是这些装置成为大多数患者物理疗法的首选装置的一个主要的障碍。 为了 通过增加时间以及一系列的运动来提高康复，患者需要一种移动的装置。这种装置可以被用于在家中的康复。一种可移动的脑中风患者步态康复装置是来自 装置在矢状面方向的膝关节处有一个电驱动的有动力的膝盖曲柄机构，它的运动来增加膝盖的弯曲 9。该装置的控制是阻抗并且基于当前操作模型 10的辅助力。该装置在矢状面上不对髋部提供辅助，因此不能当做前面提到 的关于 置的移动替代者。缺少一个驱动的髋部意味着该装置在主要是缺少足够膝盖弯曲度的脑中风患者可能有效，但是对于那些严重的或者亚急性的脑中风患者可能无效。 外骨骼是一种移动装置技术的形式，它可以在工作中用来辅助一个人的腿，但是直到现在没有一种能够满足康复的需要。这些装置可以驱动矢状方向的膝关节和髋关节但是有许多重点包括 11 13 了 用了基于控制策略的关节角度位置，这些装置都利用了了基于援助范例的力来 控制使用者。 本文提出了一种关于移动的脑中风患者步态康复外骨骼的控制策略和最初实验结果。该装置是 第一个 展示了应用 髋关节和膝关节康复的现有 备 同时也是具有 移动 能力 的外骨骼。 控制策略及其实现地址问题的出现了特有的移动步态康复平台的需要。 装置介绍： 该研究是在伯克利仿生实验室以及加利福尼亚州伯克利分校人机工程实验室的工程师共同指导完成的。现存的 硬件综述： 这个测试中使用的设备形状是拟人化的，见图 1,有两条腿和一个躯干。设计的腿和关节允许他们来支持机器的负载并将其传输到地面 ,而不是通过用户。这个装置的特点是双动液压驱动在膝盖和髋部的液压总成分别 位于 背部和髋部。 除了在之前讨论过的在矢状面上驱动的自由度 ,其他的自由度在膝盖被机械锁紧。在髋部 ,内 收 /外展运动非常迅速 ,但并非完全锁定 ,大腿旋转是自由的 ,所有其他的自由度被机械锁紧。脚踝在所有的方向运动迅速 ,包括矢状面 ,通过使用一个现有的矫正的脚踝。 为安全起见 ,这个装置结合使用一个手推车 ,该手推车是用来在患者跌倒的情况下支持设备和病人。手推车也支持外骨骼的部分重量 ,因为最初是为使 制 的 ,所以 它的负载比预期的更加重。最后测试设备的重量 包括电池 是 大约 90磅 (39公斤 )。 传感器综述： 因为装置是移动的 ,其包括的传感为了能量和可靠性的目的被限制。该装置在脚跟和脚趾有压力传感器。这些传感器不能够被可靠地转化为与地面相互作用的力 ,因为它们的输出大不相同并且依赖于一些因素如脚在传感器上的位置以及个人脚结构的构型。除此之外 ,这些传感器能作为软开关来判断脚是否与地面接触。 在膝关节有电位 器 ,它提供了一 种 模拟读出膝关节的角度 ;在髋部有一个测量关节转角的数字编码器。在液压总成里面，有许多传感器。比如压力传感器和阀编码器 ,它们被用来保持液压系统的适当函数。最后被用于确定装置姿势的传感器是内装在躯干中的加速度计 /陀螺仪 ,它可以返回在矢状面上绝对的躯干角度。 值得注意的是 ,许多系统的自由度的没有被感知。其中一些自由度是必不可少的来充分监测系统的状态。例如 ,在矢状面之外没有运动传感器，因此没有办法观察装置的 3 1：移动医疗步态康复外骨骼装置原型机患者测试时系带以及驱动器位置 同样 ,在脚踝处也没有感知 ,这限制了系统去观察当前的姿势下完整矢状面模型的能力。这些传感器的缺少不是本文提出的控制策略的阻碍 ,但可能会限制该装置其他控制策略应用。这些额外的传感器被省略来确定产生一个 产生可靠的步态需要最少 传感器 的 平台。 控制策略： 控制理论 两种控制 理论 被应用来实现装置 的 期望功 能。多个控制策略都必须满足在步行周期不同状态下的不同控制的需要 ,这些在本文 的下一节中做介绍。 两种控制理论的第一 种 是基于粘性摩擦补偿控制器的阻抗控制。该控制器是应用在零阻尼或者低阻尼的的情况，并且对非零期望阻尼进行测试。为了取得低阻抗 ,益被调整来保持在无显著超调或者震荡条件下快速的响应。这种控制策略的类型是类似于其它装置 16上的低阻抗控制器。虽然我们不能定量给出我们能够实现的阻尼确切水平，但是穿戴者很容易能够克服自由移动关节中残存的力。粘滞摩 擦补偿量的调优 是由用户根据用户 在 使用 时的需要进行调整 。 因为粘性摩擦补偿靠一个简单的增益来实现 ,所以它无法 精确地抵消摩擦， 同时一般来说可能是在用户的腿上作用更大的质量来积极地为用户调节。 本文采用的 阻尼 控制器，见图 2，通过等式（ 1）和等式（ 2）计算，其中 别是力控制器中 的增益， ( t )k( t )k( t ) （ 1） 其中： F(t)-(t)F(t)D e s2） 第二 种 主要的控制理论是一种混合的位置 /力控制器 17，它被修改为包含来自低阻抗控制器的粘性摩擦系数以允许 不同水平的 位置控制援助。该控制器负责大部分的步态康复，通过这种装置来帮助用户的关节角度轨迹沿着一个预先设置的健康步态轨迹。为了使用者的安全 ,避免过负荷产生身体干涉，主要位置的控制器是 制器而不是 过包括不止 一个积分器 来 避免积分器饱和。积分器饱和可能导致许多控制器输出超出用户运动的任何限制。这种过功率用户输入的保护是极其重要的 ,因为脑中风患者常见的一种情况是受损腿的痉挛，腿部肌肉会不由自主地收缩。过功率的痉挛性反应会导致受伤 ,因此被避免了。 来提供广泛应用的不同援助的一种解决方案是增益调度方法 ,即该控制器增益被改变以允许更大的稳态误差 并且 降低整体控制器输出。在特定的系统 ,这样的一种控制解决方案不会奏效。因为液压系统的高摩擦将会导致一个锁紧系统。不像增益调度 ,修改后的混合控制器提供了一种好处，即允许用户在完全援助与低阻抗之间 的状态范围 内 行走。该控制结构允图 2：摩擦系数阻尼控制器 许用户通过改变单个值指定需要多少援助。 控制器结构见图 3，允许 0与 1之间取值，其中 1代表关节完全位置控制， 0代表关节零阻尼或者低阻尼控制。控制输入的计算由等式（ 3）和等式（ 4）给出，其中 和 D 增益，力控制器的系数同等式（ 1）相同。 t )t )e t ) ( t ) t ) - ( t ) u （ 3） 其中： (t)-(t)(t)D e s e（ 4） 轨迹生成 期望步态轨迹的选择是装置控制策略所有功能的一个关键要素。控制理论是结构化指导需要的个体关节 ,但是轨迹 仍 必须选择我们外骨骼期望运动的结果。因此 ,期望步态轨迹是基于对健康人膝盖和臀部关节行走的 18的临床步态分析 (度 ,。膝盖步态轨迹是略加修改 的 ,以适应装置的限制 ,比如由于髋部可能的下降以及接近垂直脚踝的情况需要增加脚趾间隙。在髋部，位置控制被用来保持所需 基于 绝对大腿角度。绝对大腿角度的使用比髋部角度的直接使用导致更可靠的脚趾间隙误差 ,因为 这 归功于来自于 在基于期望步进 时间和 步长 的步态摇摆的初始阶段，轨迹是时间的函数。 为了解释期望关节角度轨迹与当前关节角度轨迹之间的初始误差的原因， 在开始的一段时间初始误差的轨迹被平滑化。混合时间被选择以使参考轨迹在摇摆阶段的最小脚趾间隙点与修正的 据 相匹配。在膝关节，最小脚趾间隙点与膝关节最大弯曲相符合。最后的轨迹由等式（ 5）计算出，其中于该计算，一个可以返回修正 节角度的查找表，是一个全部期望步长时间比例的函数由定。 B le AD e sB le le AD e t)t( t ,( t )-t(e)t( t ,( t )S t e pB l e t e p （ 5） 图 3：修正后的混合控制器 其中， ),(-)( t e （ 6） 控制的实现 控制是靠使用基于脚上软开关的有限状态机来实现的。健康腿的膝盖和髋部总是在阻抗控制器下运行，来保持在关节处 的 零阻抗或低阻抗以免抑制用户有意识的健康动作。这允许用户使用健康腿平衡并且提供不约束健康肢体的心理优点。 在瘫痪的腿上 ,膝盖和髋部控制的解决是不同 ,这取决于有限状态机的当前状态 ,如图 4中。在摇摆阶段，髋部和膝盖都受到混合控制器的控制，以此来提供所需的大量康复援助。 在行走过程的支撑阶段 ,通过关闭驱动器的液压阀 ， 膝盖几乎被锁紧。关闭阀门等同于创建一个高阻尼膝关节，因为由于液压回路的泄漏使膝盖无法完全锁紧。这种高阻尼弹簧适合在冲击之后使膝盖扣紧，这种扣紧是通过液压系统的弹簧阻尼器产生的，与需要积极驱动运动相反。 在站立阶段，髋部被限定于零阻抗控制 ,因为推进援助不是一个很重要的康复需要 ,甚至在传统人工步态康复通常没有帮助。这种结构在支撑期间允许身体的动量来携带用户。在站立时的通过额外扭矩特定用于移动装置的髋部控制是使用户的躯干反作用以产生所需的运动。固定的康复装置中 ，在机器的底部的驱动器是接地 ,因此可以保证产生我们需要的运动。躯干接地是一个更可取的方案 ;但是在移动系统还没有出现。站立髋部和摇摆髋部的 平衡力矩被考虑，但是对健康腿髋部的附加力矩被认为不是一个可以接受的解决方法。 在后期的站立中 ,髋部仍是在零阻抗下驱动，但是膝盖的阀门被轻微的打开来降低关节处的阻尼。这允许了在用户的体重作用下，膝盖开始扣 紧 并且使支撑腿开始准备步态的摇摆阶段。 实验结果： 这台机器在批准 三个慢性脑中风患者进行的实验测试。每个患者已经接受了超过一年的时间步态康复治疗来帮助恢复健康的步态。在测试过程的开始 ,抑制腿的步态用幻影 4高速摄像机的高速运动捕获通过视觉研究来进行记录。在患者穿着装置半小时测试中，患者走了近 500 英尺 (152 米 )，在听凭理疗师以及病人的期望的处理下其援助水平慢慢地升高。最后的测试 ,当患者使用设备已经变得舒适时 ,患者穿着外骨骼的步态被记录 ,与高速运动捕捉摄像头来评估外骨骼是否成功地按照期望的步态驱动患者。 用来量化外骨骼的康复目的效率的医学参数是膝关节屈曲和步幅特征 。 对于膝关节屈曲时 ,这两个主要的评价特征是最大膝关节屈曲角度和健康腿步态 与 受损的腿步态之间的相似性。 1号患者 的结果表明这两个特征明显好转 ,见图 5。最大的膝关节屈曲大约 由 17 度增加到大约 50 度。我们还可以看到 ,在对外骨骼协助下不健康腿的步态结果与患者健康腿的步态非常相似。 2号患者 在这两个特征上也表现出与 1号患者 相似的显著提高 ,见图 6。然而 ,3号患者 不健康的腿已经有了显著的膝盖弯曲 ,见图 7。 3号患者 的步态通过使康复的腿更紧密的匹合健康腿 ,就像基于 需要特别的注意的是 ,外骨骼不是被设计来移动步态更接近更健康腿的步态 的 。因为在某些情况下健康腿的步态可能是不可接受的。在许多情况下 ,健康的腿已经开发了一种 糟糕的步态为了补偿有限的膝关节或髋关节屈伸。在某些情况下 ,外骨骼的目的是将用户向一个基于 不是匹配用户的健康的腿。 作为另一个度量标准的步幅特征是步幅长度和步幅时间。对于步幅长度 ,1
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