劉 坤，趙建琛，曹恩國(guó)，韓 宣

(1.吉林大學(xué) 機(jī)械科學(xué)與工程學(xué)院，長(zhǎng)春130022;2.江南大學(xué) 設(shè)計(jì)學(xué)院，江蘇 無(wú)錫214122)

0 引 言

下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人可以協(xié)助殘疾者進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練［1］，特別是基于減重步行訓(xùn)練的下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人，在臨床上可以用于輔助下肢運(yùn)動(dòng)功能障礙患者進(jìn)行站起及步行運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，使患者重獲獨(dú)立站起和步行的能力。因此，其在恢復(fù)下肢運(yùn)動(dòng)功能方面，具有化學(xué)藥物治療所不能替代的重要輔助作用。文獻(xiàn)［2］中開(kāi)發(fā)了一種康復(fù)訓(xùn)練機(jī)構(gòu)，通過(guò)其對(duì)下肢的外部輔助訓(xùn)練，加強(qiáng)下肢有意識(shí)肌群對(duì)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的控制能力，進(jìn)而恢復(fù)下肢步態(tài)功能，協(xié)調(diào)整體步行運(yùn)動(dòng)能力。文獻(xiàn)［3］中開(kāi)發(fā)了一種六自由度的康復(fù)輔助機(jī)構(gòu)，幫助患者在不同地形狀況下調(diào)整步行速度。文獻(xiàn)［4］中開(kāi)發(fā)了一種可穿戴式有源動(dòng)力踝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)輔助系統(tǒng)，通過(guò)輔助操縱踝關(guān)節(jié)，實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)、扭轉(zhuǎn)、停止等踝部動(dòng)作。但是，以上基于機(jī)器人控制技術(shù)的人體運(yùn)動(dòng)輔助訓(xùn)練系統(tǒng)，如果用于下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，對(duì)本身已有運(yùn)動(dòng)障礙的患者來(lái)講，穿戴使用或操縱矯正都稍顯復(fù)雜，而且上述各系統(tǒng)中，患者都是強(qiáng)行被動(dòng)的跟隨系統(tǒng)進(jìn)行訓(xùn)練，下肢無(wú)法按照人體自然運(yùn)動(dòng)狀態(tài)實(shí)現(xiàn)康復(fù)運(yùn)動(dòng)，因此不利于臨床推廣應(yīng)用。在另一些文獻(xiàn)中［5-7］，研究了一些可以實(shí)現(xiàn)指定運(yùn)動(dòng)模式，或者可以按照人體自然運(yùn)動(dòng)模式提供下肢運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練功能的康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)，在患者體重得到外部支持的模式下，進(jìn)行下肢減負(fù)訓(xùn)練，從而使患者在站起過(guò)程中按照預(yù)定重心軌跡站起。但是，這些控制方法忽略了患者在站起訓(xùn)練時(shí)自我控制下肢肌群的意識(shí)，沒(méi)有有效利用下肢有意識(shí)肌群的殘存肌肉力，未真正實(shí)現(xiàn)智能型的人體與機(jī)器人系統(tǒng)之間的相互作用，只是被動(dòng)地輔助與訓(xùn)練下肢運(yùn)動(dòng)，達(dá)到在站起過(guò)程中減重式拉舉患者身體模擬站起動(dòng)作而已，因此并不能最大程度地發(fā)揮和訓(xùn)練下肢有效肌群在站起過(guò)程中的作用。為此，文獻(xiàn)［8-9］研究了一些可以實(shí)現(xiàn)下肢動(dòng)作協(xié)調(diào)、站立姿勢(shì)轉(zhuǎn)換、身體平衡控制的機(jī)器系統(tǒng)，并且給出了適用于下肢康復(fù)患者在不同康復(fù)階段使用的多種訓(xùn)練模式。但是這些控制方法并不能保證患者在站起過(guò)程中的重心運(yùn)動(dòng)軌跡和康復(fù)訓(xùn)練動(dòng)作與健康人體站起時(shí)的姿勢(shì)相同，也不能保證患者的每個(gè)訓(xùn)練動(dòng)作都處于自然舒適狀態(tài)。

因此，本文提出了一種符合人體動(dòng)力學(xué)的站起康復(fù)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)控制方法。基于傳感系統(tǒng)實(shí)時(shí)檢測(cè)到的反映患者站起過(guò)程中動(dòng)作意圖的力學(xué)和運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)，通過(guò)軌跡控制方法(TCM)和阻尼控制方法(TCM)訓(xùn)練下肢有意識(shí)肌群，根據(jù)其肌力恢復(fù)情況，適當(dāng)調(diào)整外部施力來(lái)控制下肢各肢段的運(yùn)動(dòng)姿態(tài)，使患者較好地掌握、恢復(fù)與提高各關(guān)節(jié)和肌群的運(yùn)動(dòng)控制能力，在訓(xùn)練過(guò)程中能夠按照常人站起姿勢(shì)進(jìn)行安全、有效、舒適的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練。

1 方法介紹

1.1 站立康復(fù)訓(xùn)練輔助機(jī)器人系統(tǒng)

為了輔助患者實(shí)現(xiàn)站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，本文首先介紹了一種采用雙繩牽引提拉式康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)。如圖1 所示，前后繩由兩臺(tái)伺服電機(jī)控制，并通過(guò)易穿式背帶固定于患者上身。拉繩長(zhǎng)度可由伺服電機(jī)內(nèi)編碼器實(shí)時(shí)檢測(cè)并記錄，用于反饋控制。提拉繩索張力通過(guò)張力傳感器測(cè)得。軀干、大腿、小腿的運(yùn)動(dòng)通過(guò)可穿戴式運(yùn)動(dòng)學(xué)傳感系統(tǒng)檢測(cè)得出。人與地面的作用反力(GRF)和壓力中心(COP)由患者腳下的測(cè)力平臺(tái)測(cè)出。為了在理想狀態(tài)下通過(guò)簡(jiǎn)化計(jì)算實(shí)現(xiàn)定性地驗(yàn)證本方法，文中假設(shè)患者進(jìn)行站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過(guò)程中，下肢肢段為剛體。

圖1 站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)簡(jiǎn)圖Fig.1 Schematic diagram of the rehabilitation robot system

1.2 軌跡控制方法

圖2 軌跡控制和阻尼控制方法流程圖Fig.2 Flow chart of TCM and ICM

在患者站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練中，為使下肢能得到安全舒適并符合正常人體運(yùn)動(dòng)姿態(tài)的訓(xùn)練，本文給出了一種運(yùn)動(dòng)軌跡控制方法(TCM)。如圖2(a)所示，在患者站起之前，提拉繩索通過(guò)伺服電機(jī)控制達(dá)到拉緊狀態(tài)，作為機(jī)器人系統(tǒng)實(shí)施站起訓(xùn)練的準(zhǔn)備動(dòng)作，站起之后，通過(guò)判斷檢測(cè)到的繩索張力T 和代表患者站起動(dòng)作意圖的放大系數(shù)b實(shí)施軌跡控制。繩索張力T 減小，代表患者想站起;反之則代表患者想下蹲或坐下。例如:當(dāng)提拉繩索已經(jīng)處于拉緊狀態(tài)，完成軌跡控制的準(zhǔn)備動(dòng)作后，如果T 減小的速率高于20 N/s 時(shí)，則表明患者有意站起。在該方法中，傳感器系統(tǒng)和控制系統(tǒng)都是基于數(shù)據(jù)庫(kù)中已保存的正常的人體站起和下蹲過(guò)程的運(yùn)動(dòng)軌跡進(jìn)行工作的。該人體軌跡運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)根據(jù)本實(shí)驗(yàn)室不同身高的健康受驗(yàn)對(duì)象多次試驗(yàn)采集獲得。在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中，通過(guò)測(cè)量提拉繩索的運(yùn)動(dòng)軌跡點(diǎn)d 來(lái)控制系統(tǒng)中前繩與后繩的拉伸力度和速度，通過(guò)前后繩的位移配合，使系統(tǒng)完成準(zhǔn)備動(dòng)作且檢測(cè)到患者運(yùn)動(dòng)意圖后，能準(zhǔn)確適度地給患者以輔助力，完成相應(yīng)的站起運(yùn)動(dòng)軌跡。因此，該方法可用于患者站起運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練早期，還不能完全自主的實(shí)施站起或下蹲動(dòng)作的階段。

1.3 阻尼控制方法

當(dāng)患者下肢已經(jīng)恢復(fù)部分運(yùn)動(dòng)功能，但是必須在外力輔助下進(jìn)行站起運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練時(shí)，為了提升下肢康復(fù)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)的穩(wěn)定性和對(duì)患者訓(xùn)練的有效性，如圖2(b)所示，本文給出阻尼控制方法(ICM)。在患者實(shí)施站起動(dòng)作之前，該方法和TCM 一樣，提拉繩索通過(guò)伺服電機(jī)控制達(dá)到拉緊狀態(tài)，作為訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)實(shí)施站起訓(xùn)練的準(zhǔn)備動(dòng)作，之后，當(dāng)檢測(cè)到患者想站起時(shí)，開(kāi)始實(shí)施ICM。在阻尼控制中，提拉繩索遵循健康人體正常站起運(yùn)動(dòng)軌跡對(duì)患者實(shí)施提拉運(yùn)動(dòng)。當(dāng)患者在康復(fù)訓(xùn)練中自主站起到某一姿勢(shì)時(shí)，系統(tǒng)將識(shí)別該姿勢(shì)在常態(tài)人體站起運(yùn)動(dòng)軌跡上與其最接近的點(diǎn)，通過(guò)實(shí)時(shí)檢測(cè)后繩的位移d，配合前繩位移，實(shí)時(shí)控制后繩拉伸速度vcommand。在站起過(guò)程中，患者下肢肌力不足以支撐某階段的站姿而要摔倒時(shí)，根據(jù)阻尼控制策略，把檢測(cè)到的各項(xiàng)參數(shù)進(jìn)行分析運(yùn)算，通過(guò)控制后繩拉伸位移與張力決定系統(tǒng)是否跟隨人體的運(yùn)動(dòng)姿勢(shì)，或者是否提供輔助力。在阻尼控制中，如果在站起或蹲下的某些動(dòng)作階段，患者可以實(shí)現(xiàn)基本的姿勢(shì)控制，則機(jī)器人系統(tǒng)提供較少或者不提供助力，僅實(shí)現(xiàn)較快的動(dòng)作跟隨。當(dāng)患者在某些姿勢(shì)階段動(dòng)作控制比較吃力而需要外力輔助時(shí)，通過(guò)前后提拉繩索配合，按照已識(shí)別的本姿勢(shì)在正常人體運(yùn)動(dòng)軌跡中最接近姿勢(shì)點(diǎn)的參數(shù)，對(duì)人體提供適度的輔助力。因此，在阻尼控制中，患者在機(jī)器人系統(tǒng)輔助下可以集中更多精力安全地訓(xùn)練薄弱姿勢(shì)階段對(duì)下肢的控制能力，達(dá)到更好的康復(fù)效果。

通過(guò)經(jīng)驗(yàn)測(cè)量可得下式:

后繩的位移d、速度v 和加速度a 等都受到系數(shù)k、c 和u 的影響，這3 個(gè)系數(shù)取較小值時(shí)，患者在訓(xùn)練中可更自由地實(shí)現(xiàn)站起運(yùn)動(dòng)，而當(dāng)取值較大時(shí)，雖降低了運(yùn)動(dòng)的自由性，但是可獲得更大的阻尼輔助力，實(shí)現(xiàn)更加安全穩(wěn)定的運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練。因此，這些系數(shù)值根據(jù)患者實(shí)測(cè)試驗(yàn)獲得并調(diào)整，以保證患者在實(shí)施慢速自主站立功能時(shí)，繩索能提供大小合適的輔助力;而當(dāng)患者下肢功能未完全恢復(fù)，在站起訓(xùn)練過(guò)程中發(fā)生突然摔倒時(shí)，繩索能及時(shí)提供阻尼輔助力，確保訓(xùn)練的安全性。此外，在式(1)中，引入了另外一個(gè)參數(shù)f，通過(guò)調(diào)整該參數(shù)大小來(lái)控制后繩在提拉過(guò)程中的松緊度，從而達(dá)到調(diào)整拉繩張力的目的。當(dāng)檢測(cè)到繩索張力T 小于50 N 時(shí)，表明患者有摔倒趨勢(shì)，迅速增大f，以保證繩索拉緊，之后通過(guò)傳感器檢測(cè)數(shù)據(jù)，在保證張力情況下緩慢提升繩索并恢復(fù)f 值，以確?；颊吣茉诶K張力保護(hù)下順利渡過(guò)站起過(guò)程中的該薄弱姿勢(shì)階段，最后，總放大系數(shù)由h 決定。

ICM 保證了患者在站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過(guò)程中的安全性，使得下肢運(yùn)動(dòng)功能得到部分恢復(fù)的患者可在最大程度發(fā)揮下肢肌肉控制力同時(shí)，安全無(wú)障礙地按照健康人體站起運(yùn)動(dòng)姿勢(shì)進(jìn)行自主康復(fù)訓(xùn)練。

1.4 下肢關(guān)節(jié)力矩的計(jì)算方法

下肢關(guān)節(jié)力矩是反映下肢對(duì)身體支撐能力和人體控制下肢運(yùn)動(dòng)姿態(tài)機(jī)能的重要參考數(shù)據(jù)，也是評(píng)價(jià)下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練恢復(fù)狀況的重要依據(jù)［10］。在TCM 和ICM 中，下肢關(guān)節(jié)中髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力矩分別為Mhip、Mknee、Mankle，基于傳感系統(tǒng)檢測(cè)出的數(shù)據(jù)由式(2)～(4)計(jì)算得出:

圖3 為人體肢段質(zhì)量分布百分比圖和下段運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)簡(jiǎn)圖。如圖3(a)所示，三段肢段質(zhì)量m1、m2、m3分別根據(jù)患者體重和肢段質(zhì)量占比計(jì)算得出。如圖3(b)所示，地面反力F 的大小和中心位置(GRF、COP)由置于足下的力平臺(tái)檢測(cè)得出。軀干、大腿、小腿的角位移θ1、θ2和θ3分別由穿戴于下肢各肢段的傳感器檢測(cè)運(yùn)算后得出。各肢段長(zhǎng)度L1、L2和L3可通過(guò)直接測(cè)量患者下肢得出。P、q、w 分別代表下肢肢段中足部、小腿、大腿的質(zhì)心。計(jì)算中所需的所有數(shù)據(jù)都可通過(guò)傳感系統(tǒng)實(shí)時(shí)檢測(cè)并傳輸?shù)街鳈C(jī)。

圖3 人體肢段質(zhì)量分布百分比圖和下肢運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)簡(jiǎn)圖Fig.3 Illustrative diagram of mass division and kinetics of human body

2 試驗(yàn)設(shè)計(jì)及結(jié)果分析

為了驗(yàn)證本文中下肢站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)(見(jiàn)圖1)控制方法的有效性，在初步驗(yàn)證試驗(yàn)環(huán)節(jié)以六位下肢運(yùn)動(dòng)功能健康者為受驗(yàn)對(duì)象，在機(jī)器人系統(tǒng)中以自主決定的速度模擬從坐姿到站起的姿勢(shì)變化過(guò)程。試驗(yàn)對(duì)象的起始動(dòng)作為坐姿，雙肘分別置于其同側(cè)膝蓋上，終止動(dòng)作為站姿，身體處于完全直立，雙臂在身體兩側(cè)自然下垂。每位試驗(yàn)對(duì)象進(jìn)行3 次試驗(yàn)，分別為自然(SSP)站起、模擬下肢功能障礙情況下采用TCM站起和采用ICM 站起。試驗(yàn)所需數(shù)據(jù)由系統(tǒng)中的傳感裝置實(shí)時(shí)檢測(cè)并反饋給主機(jī)進(jìn)行運(yùn)算，根據(jù)不同的控制方法對(duì)機(jī)器人系統(tǒng)進(jìn)行控制。

如圖4 所示，提拉繩索通過(guò)可穿戴的馬甲式繃帶固定于試驗(yàn)者上身，對(duì)于下肢功能障礙患者操作方便，易于穿戴?？刂泼詈拖嚓P(guān)參數(shù)可以根據(jù)患者下肢的康復(fù)狀況，在進(jìn)行訓(xùn)練動(dòng)作之前輸入主機(jī)，以保證訓(xùn)練的有效性和安全性。

圖4 受驗(yàn)對(duì)象下肢站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練試驗(yàn)示意圖Fig.4 Experiment of a volunteer in the rehabilitation robot

為了驗(yàn)證、分析和比較TCM 和ICM 的效果，圖5 給出了在一個(gè)站起周期(SP)內(nèi)兩位試驗(yàn)對(duì)象分別在兩種控制方法下的試驗(yàn)數(shù)據(jù);為了分析和比較健康人體SSM 模式、TCM 模式和ICM 模式的試驗(yàn)效果，圖6 給出了另外一位試驗(yàn)對(duì)象在一個(gè)站起周期內(nèi)的試驗(yàn)數(shù)據(jù)。各圖中橫軸為動(dòng)作進(jìn)展占整個(gè)站起周期百分比。

表1 和表2 給出了在TCM 和ICM 下的下肢關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角和關(guān)節(jié)力矩的分析數(shù)據(jù)。其中RMS為均方根誤差;R 為相關(guān)系數(shù);rA和rB為每個(gè)三軸加速度計(jì)的旋轉(zhuǎn)半徑;emax為最大誤差，并且各表的右側(cè)給出了6 位試驗(yàn)對(duì)象各關(guān)節(jié)角和關(guān)節(jié)力矩各試驗(yàn)數(shù)據(jù)的平均值。

圖5 兩位對(duì)象在TCM、ICM 兩種模式下各項(xiàng)指標(biāo)對(duì)比結(jié)果Fig.5 Comparison results of indexes of two subjects in TCM and ICM

通過(guò)分析圖5 中各數(shù)據(jù)曲線，本文定義占整個(gè)站立周期(SP)30%～70%的階段為這兩位試驗(yàn)對(duì)象薄弱站姿階段，因?yàn)檫@階段是試驗(yàn)對(duì)象在站起過(guò)程中相對(duì)費(fèi)力且關(guān)節(jié)力矩出現(xiàn)峰值的階段。如圖5(a)所示，試驗(yàn)對(duì)象提拉繩索過(guò)程中，前繩張力要大于其后繩張力。采用TCM 的前后繩張力差值要大于采用ICM 的，并且如圖5(c)所示，當(dāng)此差值增大時(shí)，壓力中心的位置將前移。

在試驗(yàn)過(guò)程中不難發(fā)現(xiàn)，各健康試驗(yàn)對(duì)象從坐姿站起到直立的過(guò)程中，人體重心總是先前移再后移。因此，在采用TCM 且應(yīng)用本機(jī)器人系統(tǒng)對(duì)患者進(jìn)行站起康復(fù)訓(xùn)練試驗(yàn)時(shí)，如果患者對(duì)下肢的控制能力還不穩(wěn)定，提拉繩索的前繩應(yīng)該提供較大的張力，以保證患者在站起過(guò)程中，尤其是在薄弱的站姿階段，身體重心能夠遵循健康人體站起過(guò)程中重心的移動(dòng)軌跡運(yùn)動(dòng)，從而也保證了壓力中心能按照預(yù)想的常態(tài)軌跡移動(dòng)。

如圖5(b)所示，在薄弱站姿階段開(kāi)始和結(jié)束的時(shí)刻前后，地面反力都會(huì)有一次較大的起落，說(shuō)明試驗(yàn)對(duì)象在薄弱站姿階段對(duì)地作用力的變化過(guò)程。同時(shí)，因?yàn)門CM 和ICM 都是為了保證患者能趨于常態(tài)站起運(yùn)動(dòng)軌跡進(jìn)行訓(xùn)練的，所以兩位試驗(yàn)對(duì)象的運(yùn)動(dòng)趨勢(shì)(各肢段運(yùn)動(dòng)角變化)是相似的。在TCM 下，θ1、θ2和θ3在站起初期處于緩慢變化中，但是在薄弱站姿階段卻有較多波動(dòng)，這是因?yàn)橄到y(tǒng)控制程序設(shè)計(jì)宗旨是為了達(dá)到“慢速多練”的目的，也就是盡量保證從站起初期慢速平穩(wěn)地安全過(guò)渡到薄弱姿勢(shì)階段，并在此階段實(shí)現(xiàn)對(duì)薄弱姿勢(shì)的多次訓(xùn)練。最后，如圖5(e)中曲線所示，在薄弱站姿階段各關(guān)節(jié)力矩波動(dòng)較大，踝、膝、髖關(guān)節(jié)力矩峰值分別為203.2、106.8、111.2 N·m。

通過(guò)分析圖6 中各數(shù)據(jù)曲線圖，本文定義整個(gè)站立周期(SP)15%～65%的階段為本試驗(yàn)對(duì)象的薄弱站姿階段。如圖6(a)所示，在3 種模式下，提拉繩索的后繩運(yùn)動(dòng)軌跡基本一致，這是因?yàn)楹罄K主要是用于控制站起運(yùn)動(dòng)遵循常態(tài)軌跡的。然而，圖中前繩運(yùn)動(dòng)軌跡在ICM 模式時(shí)(綠線)的波動(dòng)比在SSM 模式和TCM 模式下大，這是因?yàn)楫?dāng)繩索張力小于50 N 時(shí)，后繩為保證站起軌跡遵循常態(tài)軌跡，瞬時(shí)提拉速度提高，而前繩又要跟隨提拉點(diǎn)運(yùn)動(dòng)，所以因滯后性而產(chǎn)生擾動(dòng)。通過(guò)分析圖6(b)中的各數(shù)據(jù)曲線可以看出:同一患者在TCM 模式下的繩索張力要大于其在ICM 模式下的值，而在SSM 模式下，繩索張力是相對(duì)最小的。從圖6(c)可以看出:地面反力值在ICM 下相對(duì)較大，而在SSM模式下則相對(duì)較小。對(duì)比圖6(b)和圖6(d)中薄弱站姿階段的曲線不難發(fā)現(xiàn):當(dāng)患者站起，壓力中心前移時(shí)，TCM 和ICM 模式下前繩張力要遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于后繩張力，因此可知，在這兩種模式下向上提拉的主要施力作用來(lái)自于前繩。參考圖6(e)和表1 數(shù)據(jù)可知:在3 種模式下，變量θ1、θ2和θ3都具有較小的均方根誤差和較大的相關(guān)系數(shù)，符合人體常態(tài)站起軌跡要求。最后，如圖6(f)和表2 數(shù)據(jù)所示，各關(guān)節(jié)角力矩值在SSM 模式下比其他兩種模式下要相對(duì)較大，這也證明了TCM 和ICM 模式是可以有效輔助降低下肢各關(guān)節(jié)力矩、從而減輕關(guān)節(jié)負(fù)擔(dān)的。再進(jìn)一步對(duì)比數(shù)據(jù)，ICM 模式下各關(guān)節(jié)力矩的波動(dòng)比TCM 模式下的要更頻繁，因此可以在提供保護(hù)的同時(shí)，增加對(duì)關(guān)節(jié)的訓(xùn)練次數(shù)，更加適合已恢復(fù)部分功能下肢的站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。

圖6 SSM、TCM、ICM 三種模式下各項(xiàng)指標(biāo)對(duì)比結(jié)果Fig.6 Comparison results of indexes in SSM，TCM and ICM

表1 大腿小腿軀干運(yùn)動(dòng)角Table 1 Motion angles of thigh，shank and trunk (°)

表2 踝、膝和髖關(guān)節(jié)力矩Table 2 Joint moments of ankle，knee，and hip (N·m)

3 結(jié)束語(yǔ)

提出了基于TCM 和ICM 的機(jī)器人系統(tǒng)控制方法，使患者能安全、有效地進(jìn)行下肢站起運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，這兩種控制方法都可在保證訓(xùn)練對(duì)象動(dòng)作安全的狀態(tài)下進(jìn)行獨(dú)立自主式的有效訓(xùn)練?；赥CM 的下肢站起康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)，可以確保暫無(wú)站起能力的患者安全地按照常態(tài)站起軌跡完成一個(gè)站起運(yùn)動(dòng)周期，達(dá)到訓(xùn)練下肢肌肉控制能力并恢復(fù)關(guān)節(jié)力矩的作用。而ICM 除了可訓(xùn)練患者對(duì)下肢關(guān)節(jié)力矩的控制能力外，還能更加有效地著重訓(xùn)練站起過(guò)程中相對(duì)薄弱動(dòng)作姿態(tài)的控制能力。簡(jiǎn)言之，TCM 側(cè)重應(yīng)用于還未能完成站起動(dòng)作的下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)初期患者，而ICM 則側(cè)重應(yīng)用于已初步恢復(fù)站起能力，但是還未能有效控制下肢肌肉力和關(guān)節(jié)力矩而完全穩(wěn)定自主地完成站起動(dòng)作的患者。

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