基于单驱动器的下肢软外骨骼压翼步态辅助

摘要

在这项研究中，我们提出了一种下肢软外骨骼，用于在步态周期的按压阶段为肌肉无力患者提供辅助力量。传统的软外骨骼采用两个电机分别辅助每条腿，而我们设计了一个电机驱动。我们的设计有助于髋部屈曲重量轻，并防止一些滑移问题，可能产生的旋转电机。驱动机构是基于一个皮带轮系统，将单一电机提供的动力转换为滑块的线性往复运动。当单电机旋转时，滑块呈直线运动，先向一个方向，后向相反方向。滑块通过线缆拉动膝撑，辅助力为100n。当系统检测到佩戴者的大腿向后摆动结束时，就会触发这个动作。7名受试者(平均年龄24岁)设计、制作并检查了原型。受试者在关机和开机模式下佩戴我们的外骨骼时进行了测量。比较结果表明，配戴外骨骼的步态偏差可以忽略不计，而且软外骨骼可以降低行走过程中的代谢成本。 The research results are expected to be beneficial for lightweight soft exoskeletons and integration with exosuits that provide assistive forces through the wearer’s entire gait.

1.介绍

机器人刚性外骨骼通常用于各种应用，包括动作辅助、增强和康复。基于康复的外骨骼通常安装在固定设施上，如跑步机;中风或受伤的患者佩戴这些外骨骼进行步态再训练或康复[1- - - - - -5]。开发了各种便携式刚性外骨骼;受损的病人戴上这些以恢复功能。当瘫痪患者戴上这些外骨骼后，他们又可以用脚走路了[6]。即使一些老年患者缺乏肌肉的力量，他们可以穿着外骨骼恢复其抓取和手势能力[7]。此外，基于齿轮的便携式刚性外骨骼可以增强健康佩戴者的强度，以执行重负荷任务，如搬运负荷[8]和重物搬运[9，10，或进行需要耐力的长期活动，如步行[11]和驱动[12]。最近，下肢外骨骼因提供步行辅助或负重能力而吸引了相当多的关注，因为它们可以将负重从佩戴者转移到地面[13]。然而，刚性外骨骼的一个缺点是它们很重，因此需要不必要的代谢支出[14];此外，他们通常强加运动约束当佩戴者试图走[15]。对于角度辅助等问题，很少有坚硬的外骨骼能够实现代谢减少[16]，不论其是否用于系绳或固定活动[17]。

由于重量轻，舒适的人造肌肉和电缆为基础的激励机制由软外骨骼已经在早期的二十一世纪变得非常流行。传统的气动人工肌肉需要庞大的空气源，且往往缺乏关键的驱动特性[18];电缆由于其高刚度被广泛用作软外骨骼的驱动机制。例如，一些可穿戴软外骨骼(例如，外骨骼)利用丝带[19或鲍登索传递张力，并在接合处产生辅助力矩;因此，它们可以像真正的人类肌肉一样工作。外服可有效协助髋部伸展[19，20.]，髋关节屈曲，足底屈曲趾期[20.- - - - - -22在行走过程中节省了大量的能量。一个人以每秒1.5米的速度在跑步机上行走，负重相当于他体重的30%，如果他穿上一件运动服，他的代谢率可以降低15% [23]。

在一个单一的步态周期中，相对于身体向后摆动的腿可以被称为“站姿腿”，向前摆动的腿可以被称为“摆动腿”。大多数外服在站立腿的不同阶段和摆动腿的脚趾脱落阶段提供帮助(图)1)．然而，摆动腿的其他阶段(例如，压腿阶段)常常被忽略。这些阶段的分析对于下肢缺乏肌肉力量的患者至关重要。因此，本研究的目的是设计一种软外骨骼，为能够行走但缺乏腿部力量或耐力的佩戴者在行走过程中提供髋屈曲辅助。这种软外骨骼应该是轻量化的，并且与人体高度兼容，以避免对日常活动的佩戴者施加运动学约束。带线轴的电缆通常用作软外骨骼的驱动器，因为它们结构紧凑，占用的空间小。然而，由于力的传递依赖于线轴和电缆之间的摩擦，就会出现滑移问题，并导致步态的角度定位漂移。当线缆松动时，需要增加安装力传感器的空间。本研究设计了一种基于单电机的驱动机构;这种机制使轻量级外骨骼成为可能，并防止了旋转电机潜在的打滑问题。 The actuation mechanism was based on a pulley system that converted the power supplied by the single motor into linear, reciprocating slider motions. When the single motor rotated, the slider moved linearly in one direction to pull the appropriate knee brace with an assistive force of 100 N through cables.

本文组织如下。部分2介绍了软外骨骼及其驱动机构的系统概况。部分3.介绍了软外骨骼的运动学分析和仿真，讨论了软外骨骼的机械功率守恒问题。部分4和5分别描述了软外骨骼的设计和控制策略。最后,部分6报告如何软外骨骼的实验检查与几个主题，以调查代谢成本和对步态的影响。本节总结了关键的结果和结论7．

2.系统概述

数据2(一)和2(b)展示拟用的下肢软外骨骼，包括吊带、腰带、膝盖支架、跨缆和外骨骼单元。该装置通过拉动连接到膝盖支架的跨骑索来帮助臀部屈曲，从而在行走过程中为人体提供辅助力量。外骨骼单元的长度、宽度和高度分别为202、165和212毫米。外骨骼单元包括启动按钮、驱动单元、传感器、控制器和电池(见图)2(c))。外骨骼单元重4.3公斤，包含一个电机，可以提供100 N的力在任何一个膝盖支架。

数字3.显示软外骨骼的驱动机制。电机顺时针旋转，并根据图中所示的滑轮系统向左移动滑块3(一个)当驱动在右腿按压阶段被触发时。滑块的直线运动，通过跨骑索拉动右腿膝撑，将电机旋转转化为施加于右膝撑的辅助力。在这种情况下，左膝支架的跨索松弛。在接下来的步态循环中，马达必须以逆时针方向旋转，通过拉动左腿膝关节支架的跨骑索来协助左腿髋关节屈曲。在任意一个压紧阶段，由于系统拉动连接在膝撑上的跨缆，辅助力施加在一个膝撑上，如图所示3 (b)．

3.建模和仿真

３．１．人腿的二维运动学模型

一个人腿的二维(2D)运动学模型(图4)用于分析行走步态周期中髋部屈曲或伸展所需的机械动力。大腿、小腿和足被建模为末端的连杆关节，它们的旋转仅限于矢状面。在图4， ， ， ，和分别代表髋关节、膝关节、踝关节和脚趾。大腿，小腿和脚的长度 ， ，和 ，分别。大腿、小腿和脚的中心肿块记为 ， ，和 ，分别占44%从 ，40%的从 ，和25%的从 ，分别。在大腿，小腿和脚的中心质量的惯性矩是 ， ，和 ，分别。大腿、小腿和足关节的旋转角度为 ， ，和相对于水平地面。人体腿部二维模型的物理参数如表所示1［24]。根据20名年轻人和20名成年人的地面反作用力和步态运动数据的平均值[25，髋关节弯曲和伸展所需的机械动力可以通过髋关节旋转力矩和步行步态周期的角速度相乘，通过著名的逆动力学方法。仿真结果将在后面介绍。

３.２．软外骨骼建模

数字5展示了一个佩戴软外骨骼的人腿的2D模型，通过跨骑索在膝盖支撑处提供辅助力。为了研究佩戴软外骨骼对髋关节屈伸所需机械动力的影响，上述逆动力学分析中包括了辅助力。

根据二维几何模型，锚点在腰部的相对水平距离为垂直距离是 ．跨接电缆的长度为被连接的锚和拐点协助髋关节旋转。所述对流髋旋转角为大腿与纵轴夹角，可表示为:

．在这里,表示夹紧和跨索之间的夹角是跨骑电缆和水平轴之间的角度。的跨乘电缆的取向与步行时髋旋转变化，因此表明是，可以表示为:

随着跨座电缆的方向的变化，其夹角也随之变化随髋部旋转而变化，可表示为:

由于辅助力的方向与跨索平行，因此可得到辅助力的水平分量和垂直分量如下:

在反动态分析的辅助力的背景下，在佩戴软外骨骼时髋部弯曲和伸展所需的机械动力将在下一节中描述。

３．３．仿真结果

为了研究软外骨骼对能量守恒的影响，通过逆动力学方法获得了软外骨骼磨损和未磨损时的机械功率值。我们假设我们的装置可以提供100 N的恒定辅助力，在按压阶段帮助髋关节屈曲，占步态周期的50%到65%。如前一节所述，辅助力的方向随髋部角度位置而变化(公式(1)）.数字6给出了模拟的髋关节力矩、髋关节角速度和在步行步态周期中获得的机械功率。使用MATLAB (MathWorks, Massachusetts, United States)进行分析仿真。实线和虚线代表的情况下，软外骨骼磨损和不磨损。在图6(c)，功率的正值表示人类正常步态运动所需的机械功率。也就是说，正区域代表人类行走时消耗的能量。数字6(a)显示，由于软外骨骼提供的辅助力，在按压阶段所需的髋力矩的大小减少了。这一结果表明，较少的髋力矩需要摆动腿向前。此外，在冲压阶段机械功率下降，每循环所需能量从0.3440 J/kg降至0.2873 J/kg。软外骨骼提供的辅助力可以通过保存行走过程中所需的3.589 J能量来帮助髋关节屈曲。

4.软外骨骼的设计和装配

4．1.滑轮系统

软骨架的大多数缆索驱动驱动往往表现出滑移问题。由于这些问题，观察到髋关节旋转位置的偏差。为了避免这些问题，本研究开发了一种通过滑轮系统驱动的可逆线性运动滑块(图)7)．所有旋转部件安装在8mm厚的亚克力板底座上(图)7(一))．底座后侧安装一个无刷直流电机和两个同步带轮，底座前侧安装导向轮和驱动轮四个。两个同步带滑轮组成齿轮传动比为3的齿轮系，驱动滑轮滚动两端连接在滑块两侧的尼龙线(图)7 (b))．电机转动时，同步皮带轮拉动尼龙丝，通过驱动和导向皮带轮使滑块向一个方向移动。由于滑轮系统是通过尼龙线运行的，尼龙线的末端没有固定在主动轮上，因此尼龙线与主动轮之间的摩擦力是导致尼龙线滑移的关键因素。为了防止这些滑移问题，驱动滑轮被包裹了8圈尼龙线。转动的次数是有限的，因为较大的螺纹转动次数会增加旋转滑轮的摩擦力。在没有自锁效应和同步皮带轮的相对低齿轮比的情况下，滑块实现了可逆运动。如后面所述，线性滑块的一个优点是，通过使用光中断器跟踪线性滑块的位置，可以消除定位漂移。

4．2．自负的机制

除了摩擦系数和缠绕匝数，尼龙线的张力在精确定位滑块方面起着至关重要的作用。由于尼龙线具有较大的抗拉刚度值，很小的装配偏差或结构变形都容易使尼龙线松弛。虽然线已经缠绕了多次，但当尼龙线松脱时，会发生滑移。因此，使用预紧机构来保持尼龙螺纹的松紧性，并安装在滑块上(图)7 (b))．为了简化组装，在滑块中加入了一个扭转弹簧，弹簧的两端与滑块的每个臂缠结在一起(图)8)．弹簧被固定在滑动器的中心。弹簧可以以小角度旋转，使滑块的位置偏差为1毫米。当滑块加载时，弹簧被扭曲，从而允许另一个1mm的位置偏差。尼龙线的两端各用两个螺丝和螺母将两端固定牢固，如图1a、1b、2a、2b8．尼龙线的收紧之前，尼龙线被包裹在每个螺钉以顺时针方式对1a和2a一圈，在1B和2B逆时针方式。然后，在1A和2A螺母拧紧了持有并拧紧尼龙线。最后，坚果被拧1B和2B固定尼龙线。作为尼龙线经受张力，螺母和尼龙线之间的摩擦力收紧螺母还由于螺杆和螺母机构。因此，尼龙线的夹不放松，即使长时间的压力后。

4．3．主持人和连接器

我们使用跨骑电缆将辅助力从我们的设备传输到膝盖支架，然后传输到穿戴者的腿部。电缆和膝盖支架之间的连接设计为不同的佩戴者可以轻松调节。由于跨骑索缺乏灵活性和可调性，无法在膝撑上打结，因此采用了维可牢尼龙搭扣将跨骑索粘在膝撑上，以保证可靠的连接。

数字9(a)显示了软外骨骼的锚定，该外骨骼由用于保持电缆鞘的槽和用于连接腰带的开口狭缝组成。由于锚固定在靠近臀部的腰部，行走可能会对骨盆区域造成不适;为了最大限度地提高舒适性，3d打印的锚具有一个充满泡沫的支撑翼，以分散臀部的压力。数字9(a)为由M4螺钉、M4螺母、垫片组成的3d打印连接器。将跨缆穿入间隔片，用螺丝和螺母夹紧，将3d打印连接器与跨缆紧密固定。然后，膝盖支架上的尼龙搭扣带被扣上，以确保在行走过程中尼龙搭扣带保持固定。带子的其余部分缠绕在3d打印的连接器上。

5.传感器和控制策略

5．1.负载细胞

与商用测压元件不同的是，软外骨骼设计了一个紧凑的双拉力式测压元件，如图所示10．在图10(a)、测压元件连接跨索的头部和用于拉扯膝撑的滑块;由于测压元件设计紧凑，因此只占用很小的体积。在Comsol商用软件中对测压元件的设计进行了有限元仿真。基于两个对称曲面的简化四等分模型如图所示10(b).由于软外骨骼的最大辅助力为100 N，设计测压元件测量的最大辅助力为200 N，安全系数为2。当跨接电缆施加200n的拉伸辅助力时 -方向，该力是在与所述接触点施加 -component of 100 N and -由于测压元件与跨跨索头的接触角为33.23°，所以测压元件的应力为65.5 N。我们假设该力施加在半径为0.5 mm的圆角表面上，圆角表面是跨缆头部和测压元件之间的表面。测压元件由不锈钢制成;其设计承受的最大屈服应力不大于200mpa。仿真结果如图所示10(c)和10(d)。

The maximum stress was 125 MPa and was 37.5% smaller than maximum yield stress, thus indicating that the load cell could withstand a force of 20 kgw. The maximum strain occurred on the upper surface of the load cell at a distance of a 14 mm from the center of the load cell in the longitudinal direction. This phenomenon caused a small elongation of 2.04 μM，一般金属箔型应变片无法获得较好的分辨率。因此，我们的设备应该使用像半导体型应变片一样具有较大应变因子(GF)的应变片。GF为−105的多个应变片(Kyowa: KSN-2-120-E3-16)使用两个四分之一桥Wheatstone桥实现双称重传感器。测量范围为0 N - 100 N，分辨率为1.76 N(图)10(e))。虽然测力元件在力测量中表现出良好的分辨率和良好的线性度，但应变片和电路温度升高所造成的漂移效应是不可忽略的。数据10（f）和10(g)显示测力元件左右两侧的漂移效应，其中测力随时间的增加而变化并饱和。因此，由于辅助力无法提供准确的数值，我们在前期工作中采用测力元件的测量数据作为触发信号。

5.2。坐标映射

由于驱动机构将电机旋转转换为滑块的线性运动，髋关节角位置的坐标被映射到滑块上设置的线性位置。压下阶段髋关节旋转角度为−10°~ 10°。此外，电缆长度之间存在线性关系以及髋部旋转角度 ，哪个对几何参数的变化不敏感 ， ，和 ，(图4)．等式（1)将线性化方法简化，臀部旋转角度变化较小: 在哪里是基于大腿长度的常数。通过定义 在 ，滑块的映射坐标被定义为原点在哪 当滑块在长度为90mm的行程中点时(图7 (b))．基于上述条件，得到可以呈现如下:

大腿运动通过代入投影到映射的坐标在方程(5)．在这里，定位到−10°至10°范围内的髋伸展或屈曲角度映射坐标的范围为−2到2cm。我们假设正常个体的行走步态在相位和运动方面是两侧对称的。因此，滑块运动投射左大腿是右腿的镜像版吗在步态周期中有50%的相位滞后。图中显示了未佩戴软外骨骼时的双大腿滑块运动投影11．在该图中，虚线表示右腿，虚线表示左腿。

5.3。控制策略

采用基于位置的控制策略对直线驱动机构进行控制。7个光断续器被安装在行程的映射位置 跟踪滑块直线运动的位置。数字12显示了不同阶段的控制策略流程图，即怠速阶段，佩戴者驱动的拉动阶段，驱动阶段和制动阶段。他们是通过电机的嵌入式速度传感器测量电机转速来确定的。如果电机转速高于800转/分，则自动施加制动器并减速至转速低于50转/分。行走时电机转速为零。此外，软性外骨骼处于闲置阶段，滑块处于 两腿上的跨缆在此松弛下来。测压元件能够监测连接到膝支撑的跨缆的拉力。在腿的后摆结束时，滑块从的位置移开 和软外骨骼进入佩戴者驱动的拉模式。在预摆动阶段的开始，所述负载单元的一侧检测到的在所测量的力的高减小当腿向前摆动。当电机开始转动，因此滑块开始直线移动提供屈髋援助的致动机构被触发;此周期可称为致动周期。当滑块通过时 ，软外骨骼进入制动阶段，电机反向旋转，使滑块的直线运动减速，直至滑块停止在的位置 ．然后，滑块保持在。的位置 软外骨骼进入闲置阶段，直到下一次启动。在photointerrupters 的设计，以确保滑块返回的位置 在我们的原始设计中，这在目前的研究中没有进行。

5.4。动作轨迹

线性滑块佩戴软外骨骼时的运动轨迹如图所示11基于控制策略。在预摆动阶段，即初，右腿的后脚跟撞击地面（ )，由于使用测力传感器测得的力迅速下降，驱动机构被激活，通过电机逆时针旋转滑块的线性运动拉动跨缆，在右膝处提供辅助力。当滑块通过时 ，软外骨骼进入制动阶段，电机顺时针旋转，使滑块减速，直至滑块停止在的位置 ．随后，软性外骨骼进入闲置阶段，滑块保持在相同的位置 两腿上的跨缆在此松弛下来。同样，在左腿向后摆动结束时，被动拉动滑块，使滑块远离的位置 ．然后，在左腿按压阶段开始时，触发驱动机构，电机顺时针旋转，为左膝提供辅助力，帮助髋关节屈曲。此时，滑块移动到的位置 由于电机的牵拉，跨缆连接到左膝上。当滑块通过时 ，软外骨骼进入制动阶段，电机逆时针旋转，使滑块减速，直至滑块到达 ．然后，滑块保持在。的位置 和软外骨骼进入空闲阶段，直到明年的步态周期。

6.实验结果与讨论

6．1.代谢能量守恒

为了评估软外骨骼佩戴者行走时保存能量的能力，使用跑步机进行了代谢测试(图)(13日))．七名参加者，年龄介乎23至24岁，身高介乎171至180厘米( ，标准偏差 )，重量由67公斤至72公斤不等( ， ）参加测试。跑步机以4.3 km/h的恒定步行速度设置。在测试期间，使用便携式肺气体交换测量系统(K4b2, COSMED s.r.l.， Rome, Italy)测量和记录受试者的代谢率。测试包括四个场景:(a)只穿膝盖括号(也就是说,自由行走没有戴软外骨骼),(b)穿着柔软的外骨骼跨越电缆放松时(即携带负载),(c)穿着柔软的外骨骼在关闭时,和(d)穿着柔软的外骨骼,当它打开。对于场景(c)和(d)，在佩戴软外骨骼时施加了2kgw的预紧力。每次试验均持续7 min。因为我们的设备是一个原型，并没有在重量和舒适度方面进行优化，所以我们关注的是辅助的效果，而忽略了负重的影响。为了确保软外骨骼能够适当触发和正确启动，当受试者佩戴软外骨骼时，跨骑索以2kgw的力预张。此外，调整腰部的锚，使缆索与矢状面平行。

数字13 (b)显示在以下情况下测量的代谢率降低的统计分布:佩戴软外骨骼时，跨骑电缆松动，在关闭时佩戴，在打开时佩戴。代谢率降低量表示为:

在这里,软外骨骼佩戴三次时的代谢率是多少为不佩戴软外骨骼所获得的代谢率。负值表示由于外骨骼提供的帮助，能量守恒，正值表示能量消耗发生在负载时。这些结果表明，由于我们的设备在行走时提供的辅助力量，代谢率可以进一步降低，从而表明拟议的软外骨骼可以在佩戴者行走时节省能量。这些偏差是由于不熟悉使用外骨骼或缺乏软外骨骼训练。

6.2。对步态的影响

为了研究佩戴软外骨骼对步态运动的影响，对相同的受试者进行了步态测量。受试者穿着柔软的外骨骼，沿着一条直线行走，肩膀、臀部和膝盖上有三个标记。使用位于直线前方5.3 m处的摄像机记录髋关节和膝关节的角旋转位置(图)(14日))．实验分为三个场景:开启时佩戴软外骨骼，关闭时佩戴软外骨骼，仅佩戴膝关节支架(即不佩戴软外骨骼自由行走)。在前两种情况下，当软外骨骼磨损时，施加了2 kgw的预紧力。以每秒30帧的帧率记录步态模式。利用图像处理技术对每帧图像进行分析，跟踪三个标记点的位置。在一个步态周期中，测量、变换、去趋势，最后通过每两次脚跟撞击将标记形成的角度分离。

数字14显示受试者测量到的步态运动。实线表示软外骨骼被磨损和被供电，虚线表示软外骨骼被磨损和被断电。虚线表示只戴了膝盖支架(即自由行走)。如图所示的三条曲线14 (b)通过拟合所有的步态运动的曲线图呈现的场景获得14 (c)- - - - - -14 (e)．图中显示了从35%到56%的相位滞后14 (b)；当设备相对于自由行走情况关闭时，受试者在佩戴设备时获得最大的髋关节伸展。之所以观察到这种行为，是因为滑块在拉动后仍停留在最后一个位置，在关闭设备时无法回到中心点。当打开软外骨骼时，由于滑块在被实验者拉动后可以移动并返回到中心位置，因此阻尼效应最小。因此，当切换软外骨骼时，消除了最大髋关节伸展的相位滞后。此外，由于软外骨骼提供的髋关节屈曲帮助，髋关节旋转在按压阶段从35%加速到56%(图)14 (b))．由于在步态中没有观察到明显的变化，因此提出的软外骨骼对步态运动的影响不大。

7.结论与未来工作

本研究提出了一种紧凑型下肢软外骨骼，用于为肌肉力量较低的步行佩戴者提供髋关节屈曲辅助。设计了一种轻量级外骨骼，以最大限度地减少滑移问题;软外骨骼设计通过一个单一的驱动器，通过一个滑轮系统，将电机旋转转换为滑块的线性往复运动，从而驱动双腿。根据仿真结果，外骨骼能够保存在一个步态周期的挤压阶段所需的能量。一个原型被制造、组装，并通过代谢率测试进行实验检验。结果表明，我们的装置可以降低步行的代谢成本，对步态运动的影响最大，因此，提出的软外骨骼可以在髋关节屈曲时节省能量。

一些未来的研究正在进行中。由于跨骑索的驱动速度有限，现有的驱动机构无法达到较高的行走速度。此外，由于应变片和电路的温升，测压元件有显著的漂移效应。这个问题可以通过精细的焊接电路和温度补偿来解决。此外，测量到的负荷信息可用于反馈控制。由于软外骨骼的设计目的是为步态周期的按压阶段提供帮助，我们的设备可以与其他外骨骼集成，在未来为整个步态周期提供帮助。所提出的基于单驱动器的驱动机构有望有助于实现紧凑、轻量化的软外骨骼。

数据可用性

用于支持本研究结果的测量数据可根据要求从通讯作者处获得。

的利益冲突

作者声明没有利益冲突。

致谢

基金资助:台湾科学技术部资助项目:106-2221-E-002-133-MY2; 108-2221-E-002-165。

参考文献

1. 吴昌华，毛海峰，胡俊生，王天宇，蔡永杰，徐文立，“使用动力下肢外骨骼机器人进行步态训练对完全脊髓损伤个体的影响，”神经工程与康复杂志，第15卷，第5期。1, p. 14, 2018。视图:出版商的网站|谷歌学术
2. S. Jezernik，G.科伦玻，T.凯勒，H. Frueh和M. Morari，“机器人矫正Lokomat：康复和研究工具，”神经调节，第6卷，第2期2，页108 - 115,2003。视图:出版商的网站|谷歌学术
3. K. S. Banala, S. K. Agrawal，和J. P. Scholz，“运动受损患者的主动腿部外骨骼(ALEX)步态康复”，发表于2007 IEEE第十届国际康复机器人会议，诺德韦克，荷兰，2007年6月。视图:出版商的网站|谷歌学术
4. J. Bae, S. M. M. D. Rossi, K. O'Donnell等人，“一种用于中风患者的软外服:使用移动离船驱动装置的可行性研究”2015 IEEE康复机器人国际会议(ICORR)，新加坡，2015年8月。视图:出版商的网站|谷歌学术
5. J. L. Contreras-Vidal, N. A. Bhagat, J. Brantley等人，“脊髓损伤后两足运动的动力外骨骼”，神经工程学报，第13卷，第2期3，p。031001，2016年视图:出版商的网站|谷歌学术
6. A. Esquenazi, M. Talaty, A. Packel，和M. Saulino，“重新行走动力外骨骼恢复个体的行走功能，有胸级运动完全脊髓损伤，”美国物理医学与康复杂志第91卷第1期第11页，第911-921页，2012。视图:出版商的网站|谷歌学术
7. P. Polygerinos, K. C. Galloway, S. Sanan, H. Maxwell，和C. J. Walsh，“在日常生活活动中，EMG控制的软机器人手套用于辅助”2015 IEEE康复机器人国际会议(ICORR)，新加坡，2015年8月。视图:出版商的网站|谷歌学术
8. C. J. Walsh, K. Endo，和H. Herr，“一种用于负重增强的准被动腿部外骨骼，”国际类人机器人学报，第4卷，第4期。3, pp. 487-506, 2011。视图:出版商的网站|谷歌学术
9. W. Micheal和W. Michael，“下肢外骨骼减少举重时的背力”ASME 2009动力系统与控制会议，好莱坞，2009年1月。视图:出版商的网站|谷歌学术
10. K.山本，M.石井，K.兵藤，T.俊光，和T.松尾，“动力辅助服的发展，”JSME国际期刊系列C机械系统，机械元件和制造，卷。46，没有。3，第923-930，2003。视图:谷歌学术
11. Y. Hiki, Z. Sugawara, J. Ashihara，“步行辅助装置”，p. B2, 2013，美国专利8603016。视图:谷歌学术
12. B. L. Shields, J. A. Main, S. W. Peterson, and A. M. Strauss，“一种拟人化的手外骨骼，以防止宇航员在舱外活动中手部疲劳，”IEEE系统、人和控制论汇刊- A部分:系统和人第27卷第2期5，第668-673页，1997。视图:出版商的网站|谷歌学术
13. A. B. Zoss, H. Kazerooni, A. Chu，“Berkeley下肢外骨骼(BLEEX)的生物力学设计”，IEEE/ASME机电一体化学报，第11卷，第5期。2，页128 - 138,2006。视图:出版商的网站|谷歌学术
14. G. J.巴斯蒂安，P. A.威廉姆斯，B.斯格本斯，和N. C. Heglund，“负载和速度对人类步行的能量成本的影响，”欧洲应用生理学杂志，第94卷，第94期1-2，第76-83页，2005。视图:出版商的网站|谷歌学术
15. A. Schiele和F. C. T. van der Helm，“附着压力和运动学配置对可穿戴机器人pHRI的影响”，A. Schiele和F. C. T. van der Helm，“附着压力和运动学配置对可穿戴机器人pHRI的影响”，应用仿生学和生物力学，第6卷，第2期2, pp. 157-173, 2009。视图:出版商的网站|谷歌学术
16. L. M.门尼，E. J.劳斯和H. M.杜林，“自主外骨骼降低负载托架中人类行走的代谢消耗，”神经工程与康复杂志，第11卷，第5期。1，第80页，2014年。视图:出版商的网站|谷歌学术
17. 丁勇，I. Galiana, A. Asbeck, B. Quinlivan, S. M. M. De Rossi, C. J. Walsh，“多关节驱动平台的下肢软外服”，在2014 IEEE机器人与自动化国际会议(ICRA)，中国香港，2014年6月。视图:出版商的网站|谷歌学术
18. 杨绍明。关铭公园,B.-r。Chen, D. Young等人，“仿生活性软性矫形器用于踝关节足部病变”，发表于2011 IEEE/RSJ智能机器人与系统国际会议， 2011年9月，美国加利福尼亚州旧金山。视图:出版商的网站|谷歌学术
19. A. T. Asbeck, K. Schmidt, C. J. Walsh，“臀部辅助的软外服”，机器人技术与自主系统，第73卷，102-110页，2015。视图:出版商的网站|谷歌学术
20. A. T.阿斯贝克，K.施密特，I.加利亚纳，D.瓦格纳，和C. J.沃尔什，“多关节软exosuit步态援助，”在2015 IEEE机器人与自动化国际会议(ICRA)，， 2015年5月，美国华盛顿州西雅图。视图:出版商的网站|谷歌学术
21. A. T.阿斯贝克，R. J.代尔，A. F. Larusson，和C. J.沃尔什，“生物激发软exosuit，”在2013 IEEE第十三届国际康复机器人会议(ICORR)2013年6月，美国华盛顿州西雅图市。视图:出版商的网站|谷歌学术
22. A. T. Asbeck, S. M. M. De Rossi, K. G. Holt, C. J. Walsh，“一种受生物启发的步行辅助软外套”，国际机器人研究杂志第34卷第3期6, pp. 744-762, 2015。视图:出版商的网站|谷歌学术
23. F. A. Panizzolo，I.加利亚纳，A. T.阿斯贝克等人，“A仿生多关节软exosuit，可以减少装载的步行的能量成本，”神经工程与康复杂志，第13卷，第2期1, p. 43, 2016。视图:出版商的网站|谷歌学术
24. c . e .条款,人体各部分的重量、体积和质心黄泉，俄亥俄州，1969年。
25. G. Bovi, M. Rabuffetti, P. Mazzoleni，和M. Ferrarin，“一种多任务步态分析方法:健康青年和成人受试者的运动学、动力学和肌电图参考数据”，步态和姿势第33卷第3期1, pp. 6-13, 2011。视图:出版商的网站|谷歌学术

版权

版权所有©2020 Ming-Hwa Hsieh et al。这是一篇发布在知识共享署名许可协议，允许在任何媒介上不受限制地使用、传播和复制，但必须正确引用原作。