混合驱动踝足假肢阻抗控制方法

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智能下肢假肢膝踝协调控制方法研究毕业设计说明书

毕业设计说明书系(专业)：自动化专业题目：智能下肢假肢膝踝协调控制方法研究目录1 引言 (1)1．1 选题的目的和意义 (1)1．2 智能假肢国内外发展现状 (1)1．3 课题研究内容 (2)2 膝踝协调控制器的硬件设计 (3)2．1 控制芯片MSP430简介 (3)2．2 硬件电路分析与设计 (4)2．3 小结 (8)3 膝、踝关节针阀开度曲线的测定 (8)3．1 测试方案设计 (8)3．2 MFC测试程序设计 (9)3．3 小结 (12)4 膝踝协调控制算法设计 (12)4．1 控制策略的选择 (12)4．2 控制系统软件设计 (14)4．3 小结 (17)结论 (18)参考文献 (19)致谢 (21)附录A 部分软件程序 (22)图1 膝踝协调控制器原理图 (28)1 引言1．1 选题的目的和意义假肢是为了恢复人体的形态和功能，补偿截肢造成的缺损而制作和装配的人工肢体。

为了提高残疾人特别是肢体残疾者的生活水平，假肢的研究显得尤为重要。

其中下肢截肢者丧失了最基本的行走能力，安装假肢是补偿其运动功能的最佳途径。

智能假肢的出现对于帮助残疾人回归到正常生活、学习和工作中，对于减轻社会负担无疑都具有重要的意义。

1．2 智能假肢国内外发展状况1.2.1 国外发展状况在很早的时候，各国都产生过木头制成的假肢。

但从真正意义上现代的假肢来说，国外假肢技术发展的较早。

早在19世纪60年代，欧洲人就发明了首个人工假肢。

到了20世纪初期，由于世界大战的爆发欧美国家都开始研究假肢，但是这时其发展主要是为了那些肢体伤残的军人。

战争结束以后，假肢行业得到了很大发展，西方发达国家纷纷成立了假肢研究所，掀起了假肢技术发展的小高潮。

这一时期的假肢均为纯机械式假肢，通过弹簧、液压缸、气压缸提供阻尼，根据残疾人的日常行走习惯再通过手动调节阻尼。

这种假肢步态不协调，路况适应能力差，不具有步速跟随功能。

随着各国的研究发展，到了九十年代左右，出现了智能假肢。

主被动踝关节假肢与控制方法试验研究

主被动踝关节假肢与控制方法试验研究踝关节假肢是生物工程学和康复机器人领域中的热点课题,这种假肢可以有效的为小腿截肢患者补偿运动能力。

在国家自然科学基金(91748110)和(51275170)的支持下,进行了对踝关节假肢的研究。

为了使假肢具有正常人踝关节的行走特性,本课题开展了对人体行走过程中踝关节生物力学特性的分析,和对步态周期合理划分的研究,采用串联弹性执行器(SEA)和并联弹簧共同驱动的结构设计,研制了一种主被动混合驱动的踝关节假肢试验样机。

根据人体踝关节的运动特性,提出了一种基于有限状态机和模糊PID的控制方案。

通过对假肢的运动学分析,在MATLAB的Simulink环境中分别建立了角度与力矩控制仿真系统。

在此基础上,研制了一套基于STM32F103单片机的控制器硬件结构与软件系统,实现了传感器信号的采集,控制算法的编程和电机的伺服控制。

试验结果表明,试验样机的角度控制和有限状态机控制可以得到类似人体踝关节运动的角度曲线,并且根据传感器信息可以实现不同运动阶段之间的切换,基本满足截肢患者的运动需求。

控制系统的仿真结果与样机的试验验证了样机结构设计的合理性和控制方案的可行性,为进一步实现样机的应用提供了依据。

基于神经肌肉模型的动力脚踝假肢控制方略

基于神经肌肉模型的动力脚踝假肢控制方略摘要在脚踝假肢的发展过程中，人们希望假肢能够拥有与人类脚踝相似的动力系统。

实现这一目的的一个简单方法是轨迹跟踪，当知道具体期望的力矩时，控制器发出命令使得假肢尽可能的接近步行轨迹。

然而，若不能够及时获取更新所期望的力矩，这种方法就有其局限性，因为它不能适应外部地形的变化。

适应性在假肢领域至关重要。

假肢必须能够适应地形和穿戴者的行为的变化。

5. 控制系统的设计为了对第三章中详细介绍的肌肉反射模型进行客观的评价，首先有必要确保机械系统能够尽可能的跟踪期望的轨迹。

越来越清晰的是，经过开环阶跃响应实验，图4—19所示的传动系统中内部摩擦在没有误差补偿的情况下可能影响控制系统扭矩控制精度。

为了抑制干扰，我们也需要一个扭矩反馈控制器。

因此，我们设计了一个控制系统，此控制系统集成了标准的反馈控制，前馈校正，最后还有一个专门的力矩反馈装置来校正摩擦带来的影响。

5.1 控制系统总体介绍控制系统的总体框架如图5—1所示。

第3章中描述的神经肌肉模型和阻抗控制器用来向力控制器发出力控制的命令来获得期望的扭矩。

此控制系统的目的是将神经肌肉模型和阻抗控制器所需的扭矩换算为假肢所需的一个力矩并产生这样一个力矩。

这个力矩命令由假肢电机控制器换算成一个合适的力矩。

这个控制系统由一个超前补偿器也就是反馈力矩控制器的一部分，一个前馈增益，和一个力矩正反馈单元组成。

这中间的子系统在下面的章节中会详细介绍。

5.2 前馈控制单元用来反馈给控制器的力矩是从串联弹性器件上测得的，因此它不包含平行弹簧上得扭矩。

因此，为了达到控制的目的，平行弹簧的估计值（用方程4.6计算得到）是从神经肌肉模型所需的力矩中减去执行器产生的力矩，利用假肢上霍尔传感器测得的脚踝角度。

然后前馈增益应用于执行器最终的力矩信号来获得——反馈控制器的参考力矩。

的值通过图5-3中所示的闭环阶跃响应试验的稳态增益的倒数来确定。

结果是，我们用代替积分器和滞后补偿器来降低稳态误差。

下肢假肢的使用训练方法

下肢假肢的使用训练方法
下肢假肢是一种帮助失去下肢的人恢复正常生活功能的设备。

然而，使用下肢假肢需要进行一些训练和适应，以确保使用者能够控制和支撑假肢，并避免不必要的压力和疲劳。

下肢假肢的使用训练方法如下：
1. 了解假肢的组成和结构
在使用假肢前，使用者应该了解假肢的组成和结构，以便更好地理解如何使用假肢，并更有效地进行训练。

2. 学习正确的姿势和步态
使用者应该学习正确的姿势和步态，以确保假肢的支撑和平衡。

这包括站立、行走和爬楼梯等行动。

3. 逐步增加使用时间和活动范围
使用者应该逐步增加假肢的使用时间和活动范围，以适应假肢的重量和运动。

开始时，使用者可以进行简单的活动，如坐立转移和短距离行走，逐渐增加到长距离行走和运动。

4. 进行平衡和稳定性训练
使用者需要进行平衡和稳定性训练，以确保假肢的支撑和平衡。

这可以通过站立、单脚站立和转身等练习来实现。

5. 进行力量和耐力训练
使用者需要进行力量和耐力训练，以适应假肢的运动和活动。

这可以通过走路、爬楼梯和慢跑等练习来实现。

总之，使用下肢假肢需要进行适当的训练和适应，以确保使用者能够正确地控制和支撑假肢，并避免不必要的压力和疲劳。

这些训练方法可以帮助使用者更好地适应下肢假肢，并恢复正常生活功能。

假肢运动控制系统的设计与实现

假肢运动控制系统的设计与实现第一章绪论假肢作为一种替代人体肢体功能的医疗工程产品，拥有着广阔的市场空间。

近年来，随着人工智能、机器视觉等技术的不断发展，假肢智能化已经成为了假肢技术的主要发展方向之一。

而假肢运动控制系统作为假肢智能化的核心技术，也受到了越来越多的重视。

本文将详细介绍假肢运动控制系统的设计与实现。

第二章假肢运动学和动力学模型假肢运动学和动力学模型是假肢运动控制的基础。

假肢运动学模型主要研究关节运动规律和关节角度的计算，动力学模型则研究假肢的力学特性、角速度、角加速度、力矩等相关参数。

根据假肢使用者的身体特征，可以建立相应的运动学和动力学模型，并据此设计假肢运动控制系统。

第三章传感器采集技术假肢运动控制系统需要对使用者的肌肉信号、运动姿态、环境信息等进行实时采集。

传感器采用技术是实现假肢运动控制系统的关键技术之一。

传感器的种类包括肌电传感器、陀螺仪、加速度计和力传感器等。

通过采集传感器信号，可以计算出肢体的运动状态，并据此控制假肢的运动。

第四章控制算法设计假肢运动控制系统的核心在于控制算法的设计。

传统的控制算法包括PID控制算法、模糊控制算法等。

现代控制算法则包括神经网络控制算法、遗传算法、粒子群优化算法等。

根据假肢的运动学和动力学模型，可以设计出相应的控制算法，并利用传感器对假肢的运动进行实时调整和优化。

此外，控制算法的实现过程中需要考虑到实时性和稳定性的问题，以保证假肢运动控制的准确和稳定。

第五章硬件系统设计假肢运动控制系统的硬件系统包括电机、减速器、控制器等，这些硬件设备必须能够与控制算法进行有效的协调和配合。

电机和减速器的选择需要根据假肢的运动特性和力学特性进行考虑，控制器则需要具备较高的计算处理能力和实时性。

除此之外，还需要考虑硬件系统的可靠性和安全性，以确保假肢在使用过程中安全可靠。

第六章实验结果分析通过实验验证假肢运动控制系统的性能表现和稳定性，并进行测试和数据分析。

实验结果对于假肢运动控制算法的优化和系统的后续改进都具有重要意义。

假肢关节的控制技术

假肢关节的控制技术假肢关节的控制技术①简单机械装置在组件式假肢出现的早期膝关节一般以单轴为主。

这种关节结构简单，制造容易，成本低廉。

但是人体生理膝关节是一个复合关节。

它转动的同时还具有水平运动。

所以这种关节逐步被多轴膝关节所取代②连杆结构这种关节就是在研究人体生理关节的复合运动的基础上设计出来的。

这种设计使得患者在足跟着地时能保持稳定，在离地时，残肢较小的力量就能使关节屈曲。

坐下时也不会在外观上发生问题。

通常这种关节在膝关节中应用最多的就是四连杆结构，随科技的发展，德林的五连杆机构及奥索的七连杆结构关节相继问世，更好的模仿了人体的膝关节功能。

摆动期控制装置液压控制装置它利用液压油的特性，通过对油路进行调节来控制活塞运动。

以达到理想的小腿运动。

但是液压装置的油路特性影响膝关节的响应速度。

当患者调整步态，想加快行走速度，用力迈出大腿时，膝关节的屈曲速度增加，油路中油反向运动的速度也增加。

所受阻力也增大，从而限制了膝关节的屈曲。

受温差影响大！温度低时，液体变稠，摆动阻力增大，迈腿费力，短残肢很难踢动。

气压控制装置气压控制装置与液压控制装置原理相同。

改变了液压装置在调整步态时限制膝关节屈曲的缺点，而且与液压膝关节相比，减轻了重量，减少了故障率。

膝关节的机械控制方法自动锁定式（直立自锁膝关节）这种关节在摆动期结束、膝关节完全伸直后自动锁定。

支撑期结束后关节锁定自动解除。

它具有支撑期锁定，摆动期可自由屈膝的特点。

直立自锁膝关节承重自锁式在承重的情况下，大腿向小腿部分加压，轴承加紧膝轴。

膝轴不能转动。

在免荷状态下，轴承松开，膝关节可自由旋转。

——每款关节都应具备的功能支撑期控制小结支撑期控制方式基本上是利用肌力进行随意控制（残肢压接受腔后壁）除了自动锁定装置的膝关节之外，其它结构的关节多少都需要肌力来控制。

也就是说完全不用担心打软腿的安全膝关节只有自动锁定式（直立自锁膝关节）膝关节一种。

与单轴膝关节相比，多轴膝关节在支撑期稳定，且易于向摆动期过度。

混合驱动踝足假肢阻抗控制方法

Ａｂｓｔｒａｃｔ：Ａｄｙｎａｍｉｃｍｏｄｅｌｏｆａｃｔｉｖｅ－ｐａｓｓｉｖｅｈｙｂｒｉｄｐｏｗｅｒｅｄａｎｋｌｅ－ｆｏｏｔｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓｈａｓｂｅｅｎｂｕｉｌｔａｎｄａｎａｌｙｚｅｄ．Ａｒｅａｌ — ｔｉｍｅｉｍｐｅｄ —
ｐｒｅｓｅｎｔｅｄ．Ｔｈｅｍｕｌｔｉ－ｂｏｄｙｄｙｎａｍｉｃｍｏｄｅｌａｎｄｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒｍｏｄｅｌｏｆｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓａｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄｆｏｒａｊｏｉｎｔｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ
第９卷
第１期
中国科技论文
ＣＨＩＮＡＳＣＩＥＮＣＥＰＡＰＥＲ
ＶｏＩ．９Ｎｏ．１
２０１４年１月
Ｊａｎ．２０１４
混合驱动踝足假肢阻抗控制方法
朱钧，曹恒，王瑜，孙波，姚海庆
（华东理工大学机械与动力工程学院，上海２００２３７）摘要：本文建立并分析了一种主被动混合驱动踝足假肢动力学模型，提出了一种基于步态有限状态机阻抗规划和前馈补偿力内环的实时阻抗控制算法。为了检验该控制方法的有效性，建立了假肢的多体动力学模型和阻抗控制器模型，并进行了联合仿真研究。研究结果表明，该算法能够有效地控制动力踝足假肢关节完成平地步行，并实现步态中的关节变阻抗行为。该控制算法改善了主被动混合驱动踝足假肢控制的可控性，提高了关节阻抗的控制性能。关键词：假肢；串联弹性驱动；有限状态机；阻抗控制中图分类号：ＴＭ３９１．９文献标志码：Ａ文章编号：２０９５ —２７８３（２０１４）０１ —０１１７ —０５Ｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌｏｆｈｙｂｒｉｄｐｏｗｅｒｅｄａｎｋｌｅ－ｆｏｏｔｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ

基于阻抗的下肢康复外骨骼力与位置控制研究

第４４卷第１期２０２０年２月南京理工大学学报ＪｏｕｒｎａｌｏｆＮａｎｊｉｎｇＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＳｃｉｅｎｃｅａｎｄＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙＶｏｌ.４４Ｎｏ.１Ｆｅｂ.２０２０㊀收稿日期:２０１９－０７－２６㊀㊀修回日期:２０１９－１０－０９㊀基金项目:河南省科技厅项目(１４２１０２３１０２２６)ꎻ河南省教育厅科学技术研究重点项目(１３Ｂ４６０９６２)㊀作者简介:彭二宝(１９８２－)ꎬ男ꎬ博士生ꎬ副教授ꎬ主要研究方向:机械电子工程㊁ＣＡＤ/ＣＡＭ等控制与应用ꎬＥ￣ｍａｉｌ:ｙｉｎｇ１００１＠１６３.ｃｏｍꎻ通讯作者:陈昌铎(１９８７－)ꎬ男ꎬ助教ꎬ主要研究方向:机器人㊁电气控制与应用ꎬＥ￣ｍａｉｌ:ｃｃｄ１９８７＠１６３.ｃｏｍꎮ㊀引文格式:彭二宝ꎬ陈昌铎.基于阻抗的下肢康复外骨骼力与位置控制研究[Ｊ].南京理工大学学报ꎬ２０２０ꎬ４４(１):２１－２５.㊀投稿网址:ｈｔｔｐ://ｚｒｘｕｅｂａｏ.ｎｊｕｓｔ.ｅｄｕ.ｃｎ基于阻抗的下肢康复外骨骼力与位置控制研究彭二宝１ꎬ２ꎬ陈昌铎２(１.武汉理工大学机电工程学院ꎬ湖北武汉４３００００ꎻ２.河南工业职业技术学院河南南阳４７３０００)摘㊀要:为了提升下肢功能损伤患者舒适性和康复效果ꎬ弥补常规位置控制的不足ꎬ研究了一种基于力与位置阻抗控制的下肢康复外骨骼ꎮ利用气体的柔顺性和安全性ꎬ采用气动比例技术ꎬ以标准步态曲线为参考ꎬ以人机交互力矩为约束ꎬ实时控制ꎮ建立人机动力学模型ꎬ搭建实验平台ꎬ实现机构仿人步态行走ꎮ实验表明ꎬ该系统控制效果好ꎬ跟踪精度高ꎮ人机交互力矩得到有效调整ꎬ进一步提升系统安全性㊁舒适性和稳定性ꎮ关键词:下肢康复外骨骼ꎻ力与位置控制ꎻ阻抗控制ꎻ气压驱动ꎻ仿人步态中图分类号:ＴＰ２４２ꎻＴＰ２７３㊀㊀文章编号:１００５－９８３０(２０２０)０１－００２１－０５ＤＯＩ:１０.１４１７７/ｊ.ｃｎｋｉ.３２－１３９７ｎ.２０２０.４４.０１.００４ＦｏｒｃｅａｎｄｐｏｓｉｔｉｏｎｃｏｎｔｒｏｌｆｏｒｌｏｗｅｒｌｉｍｂｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎｂａｓｅｄｏｎｉｍｐｅｄａｎｃｅＰｅｎｇＥｒｂａｏ１ꎬ２ꎬＣｈｅｎＣｈａｎｇｄｕｏ２(１.ＳｃｈｏｏｌｏｆＭｅｃｈａｎｉｃａｌａｎｄＥｌｅｃｔｒｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇꎬＷｕｈａｎＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙꎬＷｕｈａｎ４３００００ꎬＣｈｉｎａꎻ２.ＨｅｎａｎＰｏｌｙｔｅｃｈｎｉｃＩｎｓｔｉｔｕｔｅꎬＮａｎｙａｎｇ４７３０００ꎬＣｈｉｎａ)Ａｂｓｔｒａｃｔ:Ｉｎｏｒｄｅｒｔｏｉｍｐｒｏｖｅｔｈｅｃｏｍｆｏｒｔａｎｄｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｅｆｆｅｃｔｏｆｐａｔｉｅｎｔｓｗｉｔｈｌｏｗｅｒｌｉｍｂｆｕｎｃ￣ｔｉｏｎａｌｉｎｊｕｒｙꎬａｎｄｍａｋｅｕｐｆｏｒｔｈｅｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌｐｏｓｉｔｉｏｎｃｏｎｔｒｏｌꎬａｌｏｗｅｒｌｉｍｂｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎｂａｓｅｄｏｎｆｏｒｃｅａｎｄｐｏｓｉｔｉｏｎｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌｉｓｄｅｓｉｇｎｅｄ.Ｕｓｉｎｇｔｈｅｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙａｎｄｓａｆｅｔｙｏｆｇａｓａｎｄｂａｓｅｄｏｎｐｎｅｕｍａｔｉｃｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙꎬｉｔｃａｎｂｅｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄｒｅａｌ￣ｔｉｍｅꎬｗｈｉｃｈｔａｋｅｓｓｔａｎｄａｒｄｇａｉｔｃｕｒｖｅａｓｒｅｆｅｒｅｎｃｅａｎｄｈｕｍａｎ￣ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｍｏｍｅｎｔａｓｃｏｎｓｔｒａｉｎｔ.Ｔｈｅｈｕｍａｎ￣ｍａｃｈｉｎｅｄｙｎａｍｉｃｍｏｄｅｌｉｓｅｓｔａｂｌｉｓｈｅｄꎬｔｈｅｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌｐｌａｔｆｏｒｍｗａｓｂｕｉｌｔꎬａｎｄｔｈｅｈｕｍａｎｏｉｄｗａｌｋｉｎｇｗａｓｒｅａｌｉｚｅｄ.Ｔｈｅｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌｒｅｓｕｌｔｓｓｈｏｗｔｈａｔｔｈｅｃｏｎｔｒｏｌｅｆｆｅｃｔｉｓｇｏｏｄꎬｔｈｅｔｒａｃｋｉｎｇｐｒｅｃｉ￣ｓｉｏｎｉｓｈｉｇｈꎬｔｈｅｍａｎ￣ｍａｃｈｉｎｅｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｔｏｒｑｕｅｉｓｅｆｆｅｃｔｉｖｅｌｙａｄｊｕｓｔｅｄꎬａｎｄｔｈｅｓｙｓｔｅｍｓａｆｅｔｙꎬｃｏｍｆｏｒｔ南京理工大学学报第４４卷第１期ａｎｄｓｔａｂｉｌｉｔｙａｒｅｆｕｒｔｈｅｒｉｍｐｒｏｖｅｄ.Ｋｅｙｗｏｒｄｓ:ｌｏｗｅｒｌｉｍｂｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎꎻｆｏｒｃｅａｎｄｐｏｓｉｔｉｏｎｃｏｎｔｒｏｌꎻｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌꎻｐｎｅｕｍａｔｉｃｄｒｉｖｅꎻｈｕｍａｎｏｉｄｇａｉｔ㊀㊀中国逐步进入老龄化社会ꎬ脑卒中风患者日益增多ꎮ公安部交通管理局官方微博发布统计数据截止２０１８年１２月３１日机动车保有量已达３.２７亿辆ꎬ交通事故等意外因素也进一步加剧此类患者的人数ꎮ步态康复训练是一种专门治疗由脑卒㊁中风或者交通事故等而引起的下肢损伤临床康复疗法ꎮ国内外康复医学研究和临床实验表明步态康复训练可以有效恢复患者的机能ꎬ提升步行能力和生活质量[１]ꎮ在保持患者自身平衡的前提下ꎬ借助自动化设备ꎬ通过正常人的步态轨迹引导患者行走ꎬ从而改善步态和恢复下肢机能ꎮ传统的治疗是医疗师依靠经验指导和辅助患者运动ꎬ治疗效果参差不齐ꎮ融合机器人技术与康复医学的下肢康复外骨骼的出现ꎬ既降低了医疗师的劳动强度ꎬ又能改善医疗资源不足的困境ꎮ下肢康复外骨骼目前主要采用由电机和气动两种驱动方式ꎮ目前国外已经出现投入市场的下肢外骨骼ꎬ典型代表是瑞士的Ｌｏｋｏｍａｔ采用电机驱动ꎬ基于阻抗原理ꎬ采用双闭环控制ꎬ内外环实现力和轨迹跟踪ꎬ但是需要患者去适应外骨骼的轨迹[２]ꎮ位置控制满足一定场合ꎬ例如搬运㊁焊接和喷漆机器人ꎮ当机器人与外界接触或输出力时ꎬ单靠末端运动位置控制是不够的ꎬ这需要考虑机器人与环境的相互作用ꎮ阻抗控制常用来实现位置与力的控制ꎬＨｏｎｇａｎ[３]提出机械手阻抗控制方法ꎬ通过控制机械手的位移ꎬ达到控制机械手与外界作用力的目的ꎮＪａｍｗａｌ等[４]开发了一种基于阻抗控制的踝关节康复机器人ꎮＡｙａｓ等[５]研究了一种两自由度冗余踝关节康复外骨骼ꎬ采用自适应导纳控制ꎬ减少外部干扰对轨迹跟踪的影响ꎮ目前国内下肢外骨骼研究也取得了一定的成果ꎬ但基本还在实验室阶段ꎬ没有通过临床试验和投放市场ꎮ由于气体的柔顺性和安全性ꎬ可以有效地克服电机驱动的不足ꎬ因此本文以基于气动比例技术的下肢康复外骨骼为平台ꎬ采用阻抗控制策略ꎬ实时控制下肢康复训练中的力与位置ꎬ有效地调整人机交互力的大小ꎬ提高康复训练效果ꎬ恢复下肢步行能力ꎮ１㊀下肢外骨骼系统设计人体正常步态行走主要是依靠髋关节㊁膝关节和踝关节３个关节完成ꎮ研究的下肢康复外骨骼机构原理如图１所示ꎮ图１㊀下肢康复外骨骼机构图人体的髋关节和踝关节都具有伸屈和内收外展两个自由度ꎬ膝关节只有伸屈一个自由度[６]ꎮ设计将髋关节和膝关节的伸屈为主动自由度ꎬ运动角度大采用气缸驱动ꎬ内收外展为被动自由度使用关节轴承连接ꎬ保证随动ꎬ降低摩擦ꎬ踝关节采用人工肌肉驱动ꎮ外骨骼与下肢之间通过医用绑带固定ꎬ既能够传递力矩ꎬ同时又缓对解患者腿部的压迫ꎮ系统主要包括气缸㊁气动比例方向阀㊁ＰＬＣ㊁计算机㊁位移和力传感器ꎬ原理如图２所示ꎮ计算机作为上位机ꎬＰＬＣ作为下位机ꎬ两者共同组成控制器ꎮ采用西门子Ｓ７￣１２００型号的ＰＬＣꎬ自带Ａ/Ｄ和Ｄ/Ａꎬ具有强大的运动控制模块和功能ꎬ选用ＦＥＳＴＯ的比例方向阀ꎬ可将输入信号转换成阀开口大小ꎬ与外部的力和位移传感器组合ꎬ形成一个精确的气动控制系统ꎬ实现快速精确控制ꎬ同时又增强系统的安全性和稳定性ꎮ系统基本满足仿人步态行走训练要求ꎬ提升了系统的安全性㊁舒适性㊁柔顺性和康复效果ꎮ２２总第２３０期彭二宝㊀陈昌铎㊀基于阻抗的下肢康复外骨骼力与位置控制研究㊀㊀图２㊀下肢外骨骼髋膝关节控制原理２㊀人机动力学模型与控制策略基于标准步态轨迹的下肢康复外骨骼往往采用被动康复模式ꎬ将人体与外骨骼当做一体ꎬ忽视了人体与外骨骼之间力的交互耦合ꎬ大大减弱了肌肉锻炼的效果ꎮ阻抗中ꎬ系统通过运动变化来实现接触力的控制ꎮ人机交互力Ｆｅ与关节角度误差θｄ－θ有关ꎬ因此人机交互阻抗控制模型[７]为㊀Ｍｄ(㊆θｄ－㊆θ)＋Ｂｄ(̇θｄ－̇θ)＋Ｋｄ(θｄ－θ)＝Ｆｅ(１)式中:Ｍｄ㊁Ｂｄ㊁Ｋｄ分别为人机交互期望惯量对角矩阵㊁阻尼对角矩阵和刚度对角矩阵ꎬθｄ和θ分别为期望和实际的关节角度值ꎬＦｅ为人机交互力ꎮ令θｆ＝θｄ－θꎬ并对式(１)进行拉氏变换[８]ꎬ得㊀Θｆ(ｓ)＝Ｆｅ(ｓ)Ｍｄｓ２＋Ｂｄｓ＋Ｋｄ(２)由于阻尼控制是在笛卡尔坐标系实现ꎬ结合机器人动力学方程ꎬ得出人机交互作用下的下肢外骨骼动力学方程[９]为㊀Ｄ(θ)㊆θ＋Ｈ(θꎬ̇θ)＋Ｇ(θ)＝Ｆｄ(３)式中:Ｄ为惯性矩阵ꎬＨ为离心力和科氏力矢量ꎬＧ为重力矢量ꎬＦｄ为外骨骼期望驱动力ꎮ关节空间机器人关节力矩与力Ｆ函数关系为[８]㊀＝ＪＴＦ㊀(４)式中:ＪＴ是机器人力雅克比矩阵ꎬ为速度雅克比矩阵的转置ꎬ与下肢康复外骨骼的几何参数有关ꎬ通过式(４)ꎬ可以求解各个关节力矩ꎮ控制主要由两部分组成ꎬ内环采用增量式ＰＩＤ控制角度ꎬ通过ＴＩＡＰｏｒｔａｌＶ１５软件整定功能整定ＰＩＤ参数[９]ꎬ外环为力控制ꎬ下肢外骨骼力与位置阻抗控制原理[１１－１２]ꎬ如图３所示ꎮ给定期望关节角度值ꎬ通过两自由度的外骨骼逆动力学方程可以求出期望的驱动力Ｆｄꎮ将力传感器反馈的信息ꎬ通过阻抗控制器转化为角度修正量θｆꎬ与期望值θｄ作为内环的输入ꎬ控制气缸运动ꎬ智能调节标准步态曲线ꎬ以适应不同患者的需求ꎬ从而提高康复效果ꎮ图３㊀下肢外骨骼力与位置阻抗控制原理通过中国科学院自动化研究所提供ＣＡＳＩＡ步态数据库和上海大学ＯｐｔｏｔｒａｋＣｅｒｔｕｓ主动式光学运动捕捉系统捕捉的角度曲线[１３]ꎬ获得一个行走步态周期髋膝踝３个关节的标准步态曲线ꎬ如图４所示ꎮ图４中ꎬＴ为一个步态周期ꎮ３２南京理工大学学报第４４卷第１期图４㊀标准步态曲线３㊀下肢康复外骨骼实验与数据分析依据系统设计ꎬ搭建实验平台ꎬ如图５所示ꎮ系统主要通过控制双腿髋膝４个关节的运动ꎬ实现机构仿人步态行走ꎮ下肢康复外骨骼应用对象是下肢机能功能损伤的患者ꎬ因此试验设定的步态周期为７ｓꎬ连续采集两个周期的信息ꎮ实验样本是选取的身高１７５ｃｍꎬ体重７０ｋｇ的男性ꎮ数据采集和处理主要是借助西门子ＰＬＣ１２００硬件中Ａ/Ｄ和Ｄ/Ａ模块以及博途ＴＩＰＶ１５软件编程进行数据采集和分析ꎮ图５㊀实验平台位置控制的轨迹曲线如图６所示ꎬ力与位置控制轨迹曲线如图７所示ꎮ同一个时间内ꎬ右腿采用常规的ＰＩＤ位置控制ꎬ左腿采用力与位置的阻抗控制ꎮ由于气体的可压缩性和空气压缩机作为气源存气量有限ꎬ实际的关节角度曲线与目标曲线相比ꎬ存在一定的滞后ꎬ但提高康复的安全性和柔顺性ꎬ整体曲线满足康复需求ꎮ采用力与位置的阻抗控制曲线更加柔滑ꎬ在关节最大角度处ꎬ跟踪效果好ꎬ跟踪最大误差为ʃ３ʎꎮ两种控制方式下膝和髋关节人机交互的力矩分别如图８和９所示ꎮ人机交互力矩均有所下降ꎬ下降约４０％ꎮ髋关节与膝关节存在一定耦合ꎬ在第一个步态周期人机交互过程有一个适应的过程ꎬ力矩曲线存在轻微震荡ꎬ在第二个步态周期力矩曲线趋于平衡柔顺ꎮ图６㊀右腿双关节角度曲线图７㊀左腿双关节角度曲线图８㊀膝关节力矩对比图９㊀髋关节力矩对比４㊀结束语本文针对下肢机能功能损伤的患者ꎬ以气动为平台ꎬ基于力与位置阻抗控制ꎬ以标准步态曲线４２总第２３０期彭二宝㊀陈昌铎㊀基于阻抗的下肢康复外骨骼力与位置控制研究㊀㊀位置控制为参考ꎬ以人机相互力矩为约束ꎬ实现机构仿人步态行走ꎬ相对于常规的位置控制ꎬ跟踪精度得到提升ꎬ人机交互力矩得到降低ꎬ系统的安全性㊁舒适性和稳定性得到提高ꎬ从而加快患者肢体的康复进程ꎮ参考文献:[１]㊀ＤｚａｈｉｒＭＡＭ.Ｒｅｃｅｎｔｔｒｅｎｄｓｉｎｌｏｗｅｒ￣ｌｉｍｂｒｏｂｏｔｉｃｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｏｒｔｈｏｓｉｓ:Ｃｏｎｔｒｏｌｓｃｈｅｍｅａｎｄｓｔｒａｔｅｇｙｆｏｒｐｎｅｕｍａｔｉｃｍｕｓｃｌｅａｃｔｕａｔｅｄｇａｉｔｔｒａｉｎｅｒｓ[Ｊ].Ｒｏｂｏｔｉｃｓꎬ２０１４ꎬ３(１):１２０－１４８.[２]ＪｅｚｅｒｎｉｋＳꎬＣｏｌｏｍｂｏＧꎬＭｏｒａｒｉＭ.Ａｕｔｏｍａｔｉｃｇａｉｔ￣ｐａｔｔｅｒｎａｄａｐｔａｔｉｏｎａｌｇｏｒｉｔｈｍｓｆｏｒｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｗｉｔｈａ４￣ＤＯＦｒｏｂｏｔｉｃｏｒｔｈｏｓｉｓ[Ｊ].ＩＥＥＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓｏｎＲｏｂｏｔｉｃｓａｎｄＡｕｔｏｍａｔｉｏｎ２００４ꎬ２０(３):５７４－５８２. [３]ＨｏｇａｎＮ.Ｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌ:Ａｎａｐｐｒｏａｃｈｔｏｍａｎｉｐｕ￣ｌａｔｉｏｎ[Ｃ]//ＡｍｅｒｉｃａｎＣｏｎｔｒｏｌＣｏｎｆｅｒｅｎｃｅ.ＳａｎＤｉｅｇｏꎬＵＳＡ:ＩＥＥＥꎬ１９８４:３０４－３１３.[４]ＪａｍｗａｌＰＫꎬＨｕｓｓａｉｎＳꎬＧｈａｙｅｓｈＭＨꎬｅｔａｌ.Ｉｍｐｅｄａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌｏｆａｎｉｎｔｒｉｎｓｉｃａｌｌｙｃｏｍｐｌｉａｎｔｐａｒａｌｌｅｌａｎｋｌｅｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｒｏｂｏｔ[Ｊ].ＩＥＥＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓｏｎＩｎｄｕｓｔｒｉａｌＥｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓꎬ２０１６ꎬ６３(６):３６３８－３６４７. [５]ＡｙａｓＭＳꎬＡｌｔａｓＩＨ.Ｆｕｚｚｙｌｏｇｉｃｂａｓｅｄａｄａｐｔｉｖｅａｄｍｉｔｔａｎｃｅｃｏｎｔｒｏｌｏｆａｒｅｄｕｎｄａｎｔｌｙａｃｔｕａｔｅｄａｎｋｌｅｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎｒｏｂｏｔ[Ｊ].ＣｏｎｔｒｏｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇＰｒａｃｔｉｃｅꎬ２０１７ꎬ５９:４４－５４.[６]李杨ꎬ管小荣ꎬ徐诚.基于人体步态的下肢外骨骼动力学仿真研究[Ｊ].南京理工大学学报ꎬ２０１５ꎬ３９(３):３５３－３５７.ＬｉＹａｎｇꎬＧｕａｎＸｉａｏｒｏｎｇꎬＸｕＣｈｅｎｇ.Ｄｙｎａｍｉｃｓｓｉｍｕｌａｔｉｏｎｏｆｌｏｗｅｒｅｘｔｒｅｍｉｔｙｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎｂａｓｅｄｏｎｈｕｍａｎｇａｉｔ[Ｊ].ＪｏｕｒｎａｌｏｆＮａｎｊｉｎｇＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＳｃｉｅｎｃｅａｎｄＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙꎬ２０１５ꎬ３９(３):３５３－３５７. [７]ＧｅＳＳꎬＬｅｅＴＨꎬＨａｒｒｉｓＣＪ.Ａｄａｐｔｉｖｅｎｅｕｒａｌｎｅｔｗｏｒｋｃｏｎｔｒｏｌｏｆｒｏｂｏｔｉｃｍａｎｉｐｕｌａｔｏｒｓ[Ｍ].Ｌｏｎｄｏｎ:ＷｏｒｌｄＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃꎬ１９９８.[８]丁润泽.基于阻抗控制的机器人力控制技术研究[Ｄ].哈尔滨:哈尔滨工业大学航天学院ꎬ２０１８. 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主被动电液混合踝关节假肢关键技术

实验过程
进行实验操作，记录实验数据，分析实验结果。
结果评估
评估主被动协同控制策略的实际效果，优化控制算法和参数。
06
关键技术四：人机交互与适配性研究
假肢穿戴舒适性评估
舒适性评估指标
评估假肢穿戴的舒适性，包括压力分布、关节活动范围、稳定性等指标。
舒适性优化设计
根据评估结果，对假肢结构进行优化设计，降低穿戴不适感，提高用户满意度。
02
被动电液混合踝关节假肢
被动电液混合踝关节假肢主要依靠液压驱动，具有较低的能耗和较好的
稳定性。该技术已在实际应用中得到验证，但仍需改进以适应更多不同
情况的需求。
03
神经控制与感知反馈
为了实现更自然的步态和运动控制，主被动电液混合踝关节假肢技术需
要与神经控制和感知反馈技术相结合。目前，该领域的研究已取得一定
国内外研究现状
国内研究现状
近年来，国内在踝关节假肢领域的研究取得了一定的进展，但与国际先进水平相比还存在一定差距。国内的研究主要集中在材料、结构和工艺等方面，对于控制和智能化方面的研究相对较少。
国外研究现状
国外在踝关节假肢领域的研究起步较早，技术较为成熟。尤其是美国、欧洲和日本等发达国家，在踝关节假肢的控制和智能化方面取得了显著成果。这些国家的踝关节假肢多采用电液混合驱动方式，具有较好的运动控制和能量转换性能。
实现主动控制算法，根据传感器采集的信号，驱动电机产生相应的动作。
被动控制算法
实现被动控制算法，通过调节阻尼、刚度等参数，实现假肢的减震和缓冲效果。
协同控制算法
将主动与被动控制算法相结合，实现主被动协同控制，提高假肢的适应性和舒适性。

主被动协同控制实验验证

上、下肢假肢控制、使用训练

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26
• 假肢的前后运动：
• 双手扶杠自我保护，反复练习健肢承担体重提起 • 假肢时，尽量后伸假肢，再将假肢屈膝，向前迈 • 出一步，然后再将假肢转为后伸。用假肢向前迈 • 步时，应注意当假脚跟落地时必须用力后伸假肢
• 侧髋关节，防止膝关节突然弯曲。
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27
3、步行训练
202161040三肌电假手信号检测和使用训练二皮肤电极肌电信号要求和电极位置的选择2021610412在发出该组肌电信号的同时拮抗组肌肉所产生的肌电信号干扰少不超过203经常应用的信号部位和方法202161042三肌电假手的训练2为了有个客观指标可将皮肤表面电极与积淀放大器的指示灯相联利用指示灯的亮灭来定性地鉴定肌电是否引出
• 步行中骨盆(即两侧臀部)有轻度的左右移，躯干部分
(即上半身)没有明显的左右倾斜。
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4
第七节下肢假肢使用训练
一、小腿假肢使用训练（一）小腿截肢者穿脱假肢训练
1、穿假肢训练：残肢—尼龙袜—两层棉线袜— 内接受腔—尼龙袜—外接受腔。 2、脱假肢训练
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3、如何判定残肢穿入接受腔的位置是否正确：
• ④开手：先做肩关节后伸动作，屈曲肘关节，待屈肘到一定角度，自锁定位后，再进行肩关节屈曲牵拉开手牵引索达到开手。
。 • ⑤闭手：放松开手牵引索，依靠假手内的弹簧闭手、取物、持物
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• （2）二重控制系统的使用 • ①屈肘：双侧肩胛骨围绕胸廓前移，肩肱关节前屈牵拉
背部的牵引线进行屈肘。
不平的路）训练。
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4、日常应用动作训练
• ①上下台阶、楼梯：

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步行等基本生活运动具有踝足部对人体站立、对踝足假肢的开发与研究一直是不可或缺的作用，康复工程学科中的热点课题。传统的踝足假肢大多在步态支撑相中依采用纯被动或半被动控制形式，靠结构的被动弹性或有限阻尼调节，通过对关节机辅助穿戴者实现步行与站立动作。械地锁死和释放，这种被动／半被动踝足假肢具有结构简单、自重轻的特点，但无法为穿戴者提供步行时所需驱动力，不具备模拟生物关节变阻抗行为的能力。临床研究表明，上述缺点会造成穿戴者假肢与健肢间运动的不导致其在相同步速下比正常人消耗更多的能对称，［］１３－，量严重影响穿戴者的步行舒适度，降低步行速。度与行动范围为了解决上述问题，国际假肢制造厂商与科研机构陆续开展了动力踝足假肢的研究与开发工作，主要方法是对假肢关节机构添加动力驱动器件与智能传感控制系统。该类假肢能够使穿戴者的步行更自然，并能根据不同的步速与路况进行自身为舒适、。调节但该类假肢结构较为复杂且自重大，能量效率较低。具有代表性的动力踝足假肢成果包括Ｏｓ－，ｓｕｒ公司的ＰｒｏｒｉｏＦｏｏｔ其可以在运动中适时控制ｐ４］；关节角度并适应不同路面环境［文献［介绍了一５］
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第９卷第１期２０１４年１月
中国科技论文ＣＨＩＮＡＳＣＩＥＮＣＥＰＡＰＥＲ
Ｖｏｌ．９Ｎｏ．１Ｊａｎ．２０１４
混合驱动踝足假肢阻抗控制方法
朱钧，曹恒，王瑜，孙波，姚海庆
（）华东理工大学机械与动力工程学院，上海２００２３７摘要：本文建立并分析了一种主被动混合驱动踝足假肢动力学模型，提出了一种基于步态有限状态机阻抗规划和前馈补偿力内环的实时阻抗控制算法。为了检验该控制方法的有效性，建立了假肢的多体动力学模型和阻抗控制器模型，并进行了联合仿该算法能够有效地控制动力踝足假肢关节完成平地步行，并实现步态中的关节变阻抗行为。该控制算真研究。研究结果表明，法改善了主被动混合驱动踝足假肢控制的可控性，提高了关节阻抗的控制性能。：；；；关键词假肢串联弹性驱动有限状态机阻抗控制中图分类号：ＴＭ３９１．９文献标志码：Ａ（）文章编号：２０９５２７８３２０１４０１０１１７０５－－－
种利用可调节弹簧驱动机构实现的能量优化的动力５］；文献［率先将串联弹性驱动应用于踝关节假肢［１］，踝足假肢关节驱动提高了驱动关节的力控制性能文献［建立了与文献［类似的假肢样与柔顺性；６］５］，机装置并采用模糊变增益控制策略对假肢关节位置伺服控制进行研究；文献［建立了一种主被动混７］，合的踝关节假肢结构模型并以预编程时域Ｓｔｅｐ函数对关节驱动进行了仿真研究，验证了该类假肢模拟关节阻抗轨迹的可行性。动力踝足假肢是典型的智能化机电系统。为模需要将人体踝关节的生物拟生物关节的运动行为，力学特性与规律，转化为适用于机电系统传感与控制的状态信息与控制目标，并建立与踝关节生物力进而运用有效的关节控制算法控学间的对应关系，制高性能的关节驱动器，实现对假肢关节运动与阻抗的实时控制。为此本文提出一种基于步态有限状态机阻抗规划和前馈补偿力闭环的假肢关节阻抗实时控制算法，并对采用该算法的假肢虚拟样机及其控制系统进行联合仿真研究。
１动力踝足假肢控制目标
为了建立生物关节运动特性与假肢关节机电系
收稿日期：２０１３１０２８－－）；）基金项目：国家自然科学基金资助项目（高等学校博士学科点专项科研基金资助项目（５１２７５１７０２０１０００７４１１０００５，作者简介：朱钧（男，博士研究生，主要研究方向为下肢外骨骼系统及柔性关节驱动器１９８５—）通信联系人：曹恒，教授，主要研究方向为智能控制理论及神经模糊控制，ｈｅｎｃａｏ６３．ｃｏｍ＠１ｇ１１８中国科技论文
第９卷
统控制间有效的对应联系，首先需要了解人体踝足，关节的生物力学特性尤其是其在平地步行中的步主要包括踝关节扭矩、转角范围及其关节阻态规律（）。，抗变化规律平地步行中单个步态周期通常由脚跟着地时间开始至同侧脚跟的第二次着地时间。根步态可以分为摆动相与支据足部的接触约束变化，撑相两部分。其中，处于支撑相中的支撑腿为人体有效的支撑，支撑相控制是踝足假肢步行提供稳定、驱动控制的主要研究点。尽管踝关节转矩、转角曲线高度复杂，但是在两者所构成的相平面中，可以获得描述关节生物力学特性的阻抗曲线，如图１所示。图１中，阻抗曲线的斜率表示生物关节关节阻抗大小，曲线包围面积表示踝足关节力矩所做的功。在一个步态周期中，人体踝关节呈现出周期性变化的类被动行为，关节阻抗以特定角度划分为显著不同的两段。据此可以将平地步行中踝关节的运动行为，简化为非线性被动弹性元件和扭矩的线性组合。踝足假肢研究人员普遍认为，评价踝足假肢驱动控制是否优劣的标准正是其对上述生物关节运动特性２］。研究假肢关节运动与阻抗控制算的匹配程度［法，实现上述生物力学类被动特性，是动力踝足假肢驱动方法研究的重点。