PAGEPAGE9開題報(bào)告602.54651.762025320555人口老齡化的加劇，因?yàn)闄C(jī)體老化，腦卒等原因?qū)е碌南轮δ苷系K的患2.康復(fù)治療的療效受限于康復(fù)治療師的醫(yī)學(xué)水平。因此，許近年來，下肢康復(fù)治療機(jī)器人越來越多的運(yùn)用到臨床治療當(dāng)中。但是。目和柔性驅(qū)動(dòng)。本課題的研究成果對下肢康復(fù)機(jī)器人的研究與應(yīng)用具有經(jīng)濟(jì)意義。目前國內(nèi)外學(xué)者研究的下肢康復(fù)機(jī)器人驅(qū)動(dòng)方式主要分為四種：電機(jī)驅(qū)驅(qū)動(dòng)的下肢康復(fù)機(jī)器人有：國外的MINDWALKER、LOPES、ALEX、Lokomat、WalkTrainer、RewalkAILEGES（）AIWALKER（）。LokomatLokomatLOPESMINDWALKER，該機(jī)器人通過智能頭盔接受患者腦部指令并產(chǎn)生電機(jī)驅(qū)LOPESMINDWALKERAILEHGSAIWALKER現(xiàn)快速適配的下肢康復(fù)機(jī)器人。其中AILEGS為雙足型下肢康復(fù)機(jī)器人，AIWALKER要不綁帶固定板登采用TC4EXPOSPLLOPAMandPOGO。PAMandPOGO，該機(jī)器人采用伺服氣PAMPOGOPOGOPLLO，該機(jī)器人由碳纖維和聚丙烯外EMGEksoEksoBionicsHULC2012者完成從坐立到站立、從站立到行走的切換。近年來，該公司在EksoEksoGT采用柔索驅(qū)動(dòng)的下肢康復(fù)機(jī)器人具有機(jī)構(gòu)慣性低、工作空間大、綜合成本低等優(yōu)點(diǎn)。德國弗勞恩霍夫?qū)W會(huì)研制的STRING-MAN46STRING-MANPC+DSP北京交通大學(xué)方躍法等人提出了一種三自由度的適用于腳踝康復(fù)的并聯(lián)趾CAD第一周：查閱相關(guān)文獻(xiàn)，撰寫文獻(xiàn)綜述第六周：學(xué)習(xí)文獻(xiàn)中的截癱患者術(shù)后康復(fù)訓(xùn)練相關(guān)理論第七周：學(xué)習(xí)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人控制相關(guān)理論第八周：對康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的結(jié)構(gòu)和驅(qū)動(dòng)方式初步確定第九周：對康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人機(jī)械系統(tǒng)的部分零部件進(jìn)行設(shè)計(jì)：支撐結(jié)構(gòu)、機(jī)構(gòu)驅(qū)動(dòng)方案設(shè)計(jì)第十周：根據(jù)設(shè)計(jì)的數(shù)據(jù)，對機(jī)械系統(tǒng)進(jìn)行三維建模第十五周：論文定稿，根據(jù)《長春理工大學(xué)本科論文格式要求》，對論文的格式進(jìn)行修改，包括對論文的排版，插入圖表的格式等進(jìn)行修改（2000康復(fù)機(jī)器人是國際前沿技術(shù)，它出現(xiàn)的歷史較短，但是發(fā)展速度卻很快，近年來不斷有新的研究成果出現(xiàn)。為了實(shí)現(xiàn)更好的康復(fù)效果和實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)控制，自動(dòng)化和機(jī)器人輔助的運(yùn)動(dòng)康復(fù)從上世紀(jì)90年代開始出現(xiàn)。20GT1)或LokomatMMINDWALKERMW二、下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的研發(fā)限制性EMGBF)GalvezAVR三、下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的發(fā)展趨勢stance,heel-off,swingheel-stike,2通過逐漸矯正到達(dá)健康恢復(fù)的目的。1010四、下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人產(chǎn)品市場2005250020101050060風(fēng)幸存者，其中的20萬病人在中風(fēng)后存在長期的運(yùn)動(dòng)障礙。1111價(jià)參數(shù)，有助于機(jī)器人輔助治療偏癱研究的深入開展,具有改善康復(fù)效果和提高康復(fù)效率的潛力。隨著人口老齡化及激烈的市場經(jīng)濟(jì)競爭，康復(fù)問題將要成為一個(gè)社會(huì)問題。康復(fù)機(jī)器人及其系列產(chǎn)品將有廣泛的市場前景。11PAGE10[D2019.[D].2020.[D]析[D]2019.ShiqianWang,LetianWang,CoryMeijneke，etal.DesignandControloftheMINDWALKERExoskeleton.IEEETRANSACTIONSONNEURALSYSTEMSANDREHABILITATIONENGINEERING,VOL.23,NO.2,MARCH2015.RafaelR.Torrealba,SamuelB.Udelman,EdgarD.Fonseca-Rojas,etal.Designofvariableimpedanceactuatorforkneejointofaportablehumangaitrehabilitationexoskeleton.MechanismandMachineTheory116(2017)248–261.2018，37(7):96-102.[D]D2017.D2018.D.2003[12]D[13]王良詣.臥式下肢康復(fù)機(jī)器人結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)及優(yōu)化[D].合肥工業(yè)大學(xué),2017.[14]黃曉林,人體運(yùn)動(dòng)學(xué)[M].2013.李曉飛.下肢康復(fù)機(jī)器人的設(shè)計(jì)及控制策略研究[D].哈爾濱工業(yè)大學(xué)，2016.[D][17]進(jìn)展[J]2017,23(7):788-791.D2014.Pei-ChunKao,ShraddhaSrivastava,SunilK.Agrawal,JohnP.Scholz.Effectofroboticperformance-basederror-augmentationversuserror-reductiontrainingonthegaitofhealthyindividuals[J].Gait&Posture,2013,37(1):113-120.AlbertoEsquenazi,MukulTalaty,AndrewPackel,MichaelSaulino.TheReWalkPoweredExoskeletontoRestoreAmbulatoryFunctiontoIndividualswithThoracic-LevelMotor-CompleteSpinalCordInjury[J].AmericanJournalofPhysicalMedicine&Rehabilitation,2012,91(11):911-921.KawamotoHiroaki,KamibayashiKiyotaka,NakataYoshio,YamawakiKanako,AriyasuRyohei;SankaiYoshiyuki,SakaneMasataka,EguchiKiyoshi,OchiaiNaoyuki.Pilotstudyoflocomotionimprovementusinghybridassistivelimbinchronicstrokepatients[J].BMCNeurology,2013,13(1):141.[22]D.M.Dryden,L.D.Saunders,B.H.Rowe,L.A.May,N.Yiannakoulias,LW.Svenson,D.P.Schopflocher,D.C.Voaklander.Utilizationofhealthservicesfollowingspinalcordinjury:a6-yearfollow-upstudy[J].SpinalCord,2004,42(1):513-525.[23]CollingerJenniferL,BoningerMichaelL,BrunsTimM,CurleyKenneth,WangWei,WeberDouglasJ.Functionalpriorities,assistivetechnology,andbrain-computerinterfacesafterspinalcordinjury[J].JournalofRehabilitationResearch&Development,2013,50(2):145-60.[24]A.L.Hof,J.Duysens.Responsesofhumanhipabductormusclestolateralbalanceperturbationsduringwalking[J].ExperimentalBrainResearch,2013,230(3):301-310.WangShiqian;MeijnekeCor;vanderKooijHerman.Modeling,design,andoptimizationofMindwalkerserieselasticjoint[J].IEEE...InternationalConferenceonRehabilitationRobotics:[proceedings],2013,2013:665-381.JonasVantilt,KevinTanghe,MaartenAfschrift,AmberK.B.DBruijnes,KarenJunius,JoostGeeroms,ErwinAertbeli?n,FriedlDeGroote,DirkLefeber,IlseJonkers,JorisDeSchutter.Model-basedcontrolforexoskeletonswithserieselasticactuatorsevaluatedonsit-to-standmovements[J].JournalofNeuroEngineeringandRehabilitation,2019,16(1):65.,2015,37(1):53-62.2018，54（13）：1226-134.D2016.D，2016.4000與論文研究內(nèi)容相關(guān)）MINDWALKER外骨骼的設(shè)計(jì)和控制也有電動(dòng)的髖關(guān)節(jié)內(nèi)外轉(zhuǎn)（HAA）100NM1000W功率的彈性執(zhí)行機(jī)構(gòu)。一種基于控制器的有限狀態(tài)機(jī)構(gòu)提供步態(tài)輔助在矢平面和正平索引詞匯：平衡控制、外骨骼、質(zhì)心推斷、步態(tài)輔助、MINDWALKER、系列彈性執(zhí)行機(jī)構(gòu)。一、介紹223-755人/10.3-832/359%無動(dòng)力1960盡管取得了許多進(jìn)步和成果，這種技術(shù)仍需要發(fā)展改進(jìn)。盡管脊髓損傷患者能夠再次行走，他們能夠依靠拐杖維持穩(wěn)定，但是他們行走的狀態(tài)不如正常人類步態(tài)流暢和快速。我們相信電動(dòng)髖關(guān)節(jié)的內(nèi)外轉(zhuǎn)動(dòng)（HAA）對雙腿行走的平衡是很有必要的。數(shù)學(xué)建模表明被動(dòng)的兩足行走是外側(cè)不穩(wěn)定的,即使在矢狀面能夠保持穩(wěn)定。腳的定位（步長適應(yīng)算法）能夠有效的穩(wěn)定被動(dòng)HAA為了利用電動(dòng)的MW（SEA），這種彈性執(zhí)行器允許開發(fā)多種控制實(shí)現(xiàn)方式，也很安全，并且與HAA，MW2-DIIIIV和人機(jī)界面（HMI）的實(shí)現(xiàn)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果和討論在第五節(jié)和第六節(jié)中給出。二、下肢外骨骼的實(shí)際要求（尤其是SCI0.8m/s。MW90DINED（http://dined.nl/）5%9530kg，根據(jù)現(xiàn)有外骨骼的重量（Ekso和ReWalk20?25REX38）I表ⅠMW外骨骼的技術(shù)要求#項(xiàng)目設(shè)計(jì)值E1驅(qū)動(dòng)自由度每條腿4個(gè)E2最快目標(biāo)移動(dòng)速度0.8m/sE3最大可穿戴體重100kgE4可穿戴身高153-188cmE5最大可穿戴臀寬≤44cmE6外骨骼重量<30kgDoF和行走（II）。請注意，在此要求中，如果外骨骼與穿戴者之間存在未對準(zhǔn)的情況，則膝蓋1.5表Ⅱ關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)范圍#關(guān)節(jié)和自由度是否提供驅(qū)動(dòng)力設(shè)計(jì)運(yùn)動(dòng)角度R1髖關(guān)節(jié)內(nèi)外轉(zhuǎn)是19°內(nèi)/22°外R2髖關(guān)節(jié)屈伸是110°屈/18°伸R3髖關(guān)節(jié)內(nèi)外翻否±10°R4膝關(guān)節(jié)屈伸是120°屈/1.5°伸R5踝關(guān)節(jié)屈伸否±20°R6踝關(guān)節(jié)內(nèi)外翻否±10°R7踝關(guān)節(jié)內(nèi)外旋否固定為了支持穿戴者在矢狀面和額葉面均保持平衡，需要髖部外/內(nèi)收，髖部屈曲/伸展（HFE）和膝蓋屈曲/伸展（KFE）通電。還需要腳踝背屈/足底屈曲（ADP）。但是，這是一個(gè)技術(shù)折衷：一方面，無源ADPADP/（HEE）/（AIE）外旋轉(zhuǎn)（AEE）被鎖定，因?yàn)镠EEIII）SEASEA，只能使其剛度低于彈簧的物理剛度輸出。根據(jù)以前的研究，800Nm/rad0.8m/sNm/rad#項(xiàng)目設(shè)計(jì)值A(chǔ)1峰值扭矩100NmA2峰值功率>150WA3扭轉(zhuǎn)彈簧剛度800Nm/radA4小扭矩帶寬@2Nm20HzA5大扭矩帶寬@100Nm4HzA6輸出扭矩分辨率1NmA7閉環(huán)控制更新頻率1000HzA8關(guān)節(jié)質(zhì)量任意三、MINDWALKER本節(jié)重點(diǎn)介紹一些設(shè)計(jì)方面，主要包括外骨骼結(jié)構(gòu)，致動(dòng)系統(tǒng)，人體骨骼物理接口，最后是電子硬件。A、外骨骼的結(jié)構(gòu)和框架在MWHAA（HEEHAAHFE1）HEE2）III-C）。從骨盆到腳，所有的自由度都按HAA，HEE，HFE，KFEADP盡量減輕體重。HAA，HFEKFEHEEADP0HEE（等效接頭剛度約為600Nm/raAIEE3-E5（表I）。圖一、MWHAAHFEKFE和ADPHAA，HFEKFEADP1.531.88mHAA0.44mB、系列彈性關(guān)節(jié)-驅(qū)動(dòng)（SEA（關(guān)節(jié)扭矩和角度（220820Nm/rad（2.5％）100Nm99.99％的線性度，從而確保了精確的關(guān)節(jié)扭矩感測。滾珠（2（a）雙螺旋系列彈簧的照片。通過這四個(gè)內(nèi)圈孔，。（c）線性執(zhí)行器組件。3.MWCAD（a）（c）、（b）A-ABLDCA607SV2，HackerMotorGmbH）組成。滾珠絲杠（SKFSD12X4）4mm，可以承4000N95902.5Nm1kW有關(guān)說明。6MOSFET（IRF7749（DRV8301，得克薩斯州）組成美國儀器公司（InstrumentsInc.）集成在執(zhí)行器的背面。MOSFET（12（iC-MH8，iC-Haus控制。SEA（17NetzerDS-25，NetzerPrecisionMotionSensorsLtd.）2.9kg，其中線性1.1kgC、外骨骼的穿戴（。在腳踏板處，三個(gè)綁帶可確保與穿著者的鞋子牢固的連接。在小腿上，一綁帶防止膝蓋屈曲和過度伸最后，兩個(gè)背包綁帶松散地連接了患者與外骨骼的軀干。踏板和骨盆支架很緊，但是小腿和大腿支架不能太緊（擰緊時(shí)可以放一個(gè)成年人的四根手指）。經(jīng)過這樣，佩戴舒適度就得到了改善，患者與外骨骼關(guān)節(jié)之間不可避免的錯(cuò)位是可以容忍的。使用袖帶式支架時(shí)，也無法防止軸向旋轉(zhuǎn)，這進(jìn)一步容忍了HEE的偏移。D、電子和網(wǎng)絡(luò)的結(jié)構(gòu)4EtherCATE-BusEtherCATPCINOUT2000H，并且根據(jù)控制PC4.MWEtherCATEtherCATEtherCAT在六個(gè)動(dòng)力關(guān)節(jié)中集成了六個(gè)從站。每個(gè)從站控制一臺(tái)電機(jī)的脈寬調(diào)制（PWM）序列，并允許與一臺(tái)電機(jī)編碼器，兩個(gè)模數(shù)（ADC）通道，一個(gè)彈簧編碼器，兩個(gè)關(guān)節(jié)編碼器，一個(gè)稱重傳感器和一個(gè)慣ADC（扭矩（例如HE的聯(lián)合角;IM（UM6-L，CHRoboticsHAAHEE些IMUw.r.t.重力。E、設(shè)計(jì)總結(jié)最新的MW外骨骼中28kg，它滿足表1-3中的大部分設(shè)計(jì)要求。IV、外骨骼的控制和操作基本控制結(jié)構(gòu)由三部分組成，即：定義不同運(yùn)動(dòng)的有限狀態(tài)機(jī)（FSM）場景和邏輯，以提供所需的幫助耐心，HMIFSMMW由FSM有限狀態(tài)機(jī)FSM5運(yùn)動(dòng)定義了輔助重量向右移動(dòng)（S6）控制在額平面上，其功能是移動(dòng)佩戴者外骨骼對腿部的重量。半（S3S7）62020人機(jī)界面5S1=站立S2=S3=半步右傾S4=全步右傾S5=S6=輔助體重向右移動(dòng)S7=半步左擺S8=全步左傾S9=左腳在前的雙腳支撐6.狀態(tài)轉(zhuǎn)換?！埃℉MI）”HMI模式。在此，使用軀干運(yùn)動(dòng)。沒有文本的箭頭表示在前一個(gè)狀態(tài)完成時(shí)自動(dòng)進(jìn)行轉(zhuǎn)（a）（b）通過半搖擺步態(tài)開始（S3）（c）STOP按鈕時(shí)，狀態(tài)機(jī)進(jìn)入最近的終止?fàn)顟B(tài)（S9S5），并通過半擺（S3S7）返回到站立狀態(tài)（S1）。MWHMI系統(tǒng)由按鈕和CoM組成位置檢測機(jī)制按鈕：佩戴者或系統(tǒng)操作員可以使用一個(gè)按鈕界面，以觸發(fā)“開始”或“停止”行走，以及走動(dòng)。CoMCoM佩戴者-外骨骼的CoMIMU（1lr1ll1）HAAHEE，HAA，HFE和KFE（7）計(jì)算相對CoM位置w.r.t.站立姿勢和站立姿勢中的前姿勢腳定義了矢狀權(quán)重偏移系數(shù)rs（簡稱矢22PAGE3狀系數(shù)）和橫向權(quán)重偏移系數(shù)r1（橫向系數(shù)）。 (1)其中 在圖7中給出。圖7.估計(jì)CoM位置的草圖。（a）矢狀面和（b）額面。分別是CoM地面投影和矢狀面和額面中的前（右）腳之間的距離。和 分別是步長和步寬。是揮桿HAA與腳之間的距離。f是引力與引力之間的夾角。是擺的長度。01S1，S2，S5，S6S9CoM0<0.35rl<0.45）時(shí)，將觸發(fā)輔助重量偏移（S2S6）。關(guān)節(jié)聯(lián)動(dòng)的產(chǎn)生和跟蹤、HAA，HFEKFE/雙重姿勢（S1，S5，S9）中，定義了參考標(biāo)記，以使用戶舒適地筆直站立。在權(quán)重平移（S2，S6）中，通S7S8），HFEKFE/HAAV）。步寬適應(yīng)（SWA）側(cè)向穩(wěn)定性。如果穿戴者的外骨骼由于軀干或手臂運(yùn)動(dòng)等干擾或與其他人的互動(dòng)而朝一側(cè)跌倒，則應(yīng)根據(jù)XCoM概念，將單步態(tài)（擺動(dòng)）的雙足步態(tài)建模為線性倒立擺（LIP），即，無質(zhì)量可伸展腿將集中質(zhì)量保持在恒定高度。額面ζ中的XCoM位置定義為

（2）其中 和 分別是橫向CoM位置和速度， 是擺的本征頻率其中x擺長（圖7）和g重力。在正常步行過程中，