AIRGAIT外骨骼的设计和评价:腿矫正法控制辅助步态康复

文摘

介绍了体重支持步态训练系统称为AIRGAIT外骨骼和深入探究了其腿矫正法的控制算法设计和评价。mono的实现——biarticular气压肌肉致动器(pma)作为驱动系统开始产生更多的力量和精确地控制腿部矫正法。本研究提出了一个简单的范例mono和bi-articular控制执行机构动作cocontractively通过引入cocontraction模型。我们执行了三个测试。第一个测试仅涉及与关节驱动器控制矫正法没有一个主题(我们/ S);第二个涉及控制矫正法和mono - bi-articular驱动器测试我们/ S;第三测试涉及的控制矫正法和mono - bi-articular驱动器测试一个主题(W / S)。全身重量支持(受虐妇女综合症)是实现这个研究在测试期间W / S随着负载的矫正法在其支持的最大容量。这个评估将优化控制系统策略,这样系统满负荷运作。结果显示,该控制策略能够co-contractively开动mono和bi-articular驱动器同时增加刚度在髋关节和膝关节的关节。

1。介绍

相当大的辅助步态康复训练方法神经受损(包括中风和脊髓损伤(SCI)患者)已经开发使用各种驱动系统操作生成必要的武力腿矫正法。最好的步态康复矫正法的例子之一是LOKOMAT (Hocoma AG)、Volketswill、瑞士)或驱动的步态矫正法(DGO)商用和广泛研究在许多康复中心(1- - - - - -3]。这个矫正法使用的直流电机驱动控制在髋关节和膝关节的关节轨迹。最初,这个DGO实现位置控制系统的控制器。然而,随着进一步的研究,该方法得到了改进的自适应和阻抗控制器。强调提供足够传入输入刺激脊髓的运动功能和激活腿部肌肉失去了激励自主运动能力。另一方面,下肢外骨骼动力(洛佩斯)是一个步态康复矫正法,采用鲍登电缆系列弹性驱动致动器与伺服电机作为驱动系统(海)实现轻量级(纯)力源4,5]。这个矫正法使用阻抗控制与导纳控制和基于位置传感结合力量驱动操作下肢肢体矫正法。这矫正法强调将根据需要协助(长)算法纳入该系统提高训练效果,增加病人的积极参与。

相反,课本步态训练(RAGT)与一个活跃的腿外骨骼(ALEX)实现线性致动器操纵大腿设备(髋关节)和柄设备(膝关节)6,7]。这种外骨骼使用力场控制器有效地运用力量的脚踝主题通过致动器位于髋关节和膝关节关节。他们也康复的河畔范例纳入系统,允许病人更积极参与培训过程相对于其他现有机器人训练方法。还有一个neurorehabilitative平台卧床不起卒中后病人(NEUROBike),采用无刷伺服电机的使用和滑轮,积极控制角远足的步态矫正法8]。这个系统实现了运动学模型的大腿根角远足在行走和“sit-to-stand”到控制算法进行被动和主动练习。本系统的目的是提供一些练习在早期阶段根据病变的严重程度和强度编程所需的治疗。

气动步态矫正法(POGO),利用气动缸作为驱动系统是另一个发展(9]。这个系统将力和位置控制器符合主体的骨盆和腿所需的模式。由于产生正常的感官输入的重要性在步态训练,POGO研制出一种设备,它能适应和控制骨盆的自然运动。相比之下,机器人步态康复(RGR)教练使用servotube线性电磁致动器来生成外骨骼的电源(10]。该系统使用了一个扩展阻抗控制策略通过切换的力场影响骨盆的倾斜生成纠正时刻只有当腿在摇动。该系统是基于假设的修正腿步态模式需要解决主数据和辅助步态偏差恢复生理步态模式。新开发的步态训练机器人装置是LOKOIRAN采用交流电机通过皮带和滑轮连接到slide-crank机制提供的能源系统(11]。这一系统包括速度控制模式和导纳控制模式来管理轨道关节的机械设备。这个系统的目的是开发一个被动矫正法完全支持病人和培训期间提供关节角的数据。

最近,一个机械矫正法步态康复利用pma是发达12,13]。这个系统合并感染步态训练算法基于自适应阻抗控制,使用boundary-layer-augmented滑模控制——基于(BASMC)位置控制器提供交互式机器人步态训练。然而,它只实现关节驱动器的使用在髋关节和膝关节的关节驱动腿部矫正法没有考虑bi-articular执行机构的执行和控制。先前的研究在AIRGAIT外骨骼表明气动McKibben致动器的cocontraction建立一个敌对的安排bi-articular肌肉能够增加刚度的髋关节和膝关节的关节矫正法(14,15]。然而,这些敌对bi-articular只作动器施加一个常数输入压力为2.5(酒吧)在双方交替。针对这个问题,本研究介绍了控制器设计方案和策略优化bi-articular致动器的控制和驱动co-contractive-like运动。这个设计控制器的方法策略方案的推导cocontraction模型有助于实现管理敌对的位置和pressure-based控制器同时mono -和bi-articular致动器。作者的最好的知识,辅助腿矫正法强调对抗bi-articular致动器的控制使用PMA步态康复领域尚未广泛调查和商用。这为本研究提供了动机和目的。

2。AIRGAIT外骨骼的设计系统

图1显示AIRGAIT外骨骼的示意图。这个系统和机械结构的设计包括在先前发表的论文被彻底评估(14,15]。目前,AIRGAIT外骨骼采用的基于pc的控制利用xPC-Target工具箱和MATLAB / Simulink仿真软件的操作系统。主机pc中的输入数据生成,然后转移到target-PC使用D / A转换器操作电动气动监管机构。实现cocontraction运动之间的敌对的mono bi-articular致动器,为每个驱动器使用一位监管者。然后,测量系统(即。,joints’ angle and PMAs’ pressure) provide feedback to the host-PC through the A/D converter. The rotary potentiometer (contactless Hall-IC angle sensor CP-20H series, MIDORI PRECISIONS) was used to determine the trajectory of the hip and knee joints and then manage the PMAs’ contraction parameters using a position controller. The compact pressure sensor for pneumatic actuators (PSE540-R06, SMC) was used to read the pressure level in each PMA, and the input patterns of the PMAs were managed with the utilisation of a pressure controller. This system will be converted to the Lab-View system for the implementation of real-time control of gait rehabilitation.

2.1。机械结构的腿矫正法

腿矫正法的结构涵盖了大腿的低端髋关节和膝关节的柄在低端。脚的踝关节矫正法是不包括间隙在swing可以实现通过实现弹性肩带,一个被动的足部升降机,或被动矫正法1,4]。然而,对于被动矫正法的实施,研究AIRGAIT外骨骼的踝关节矫正法是分别进行的。这条腿矫正法是固定在骨盆矢状平面旋转促进步态运动训练髋关节和膝关节关节(1,4,6,10,12]。矢状面是一个垂直平面,通过从腹侧(前)背(后)将人体分成左右两半,如图1(b)。重量补偿腿矫正法是规定的平行连杆和气弹簧机制。这限制了垂直运动训练期间(1,4,6,10,12]。的上、下部分腿矫正法(即。,thigh and shank) can be adjusted to agree with the height of the subject. Parallel bars were used to attach the end connectors of the mono- and bi-articular actuators (PMAs) at the anterior and posterior sides of the leg orthosis. By using the slider, these parallel bars can be adjusted accordingly to maximise the outcome of the joints angle trajectory.

2.2。Mono - Biarticular肌肉驱动器

mono的实现——和bi-articular致动器开动AIRGAIT外骨骼腿矫正法是基于McKibben肌肉驱动器。这些驱动器制造在我们实验室使用特殊工具,设计组装的部分执行机构(即。、橡皮管、纺织物、铜环、终端连接器,连接器和输入)。这些mono - bi-articular致动器的实现是基于各种人类的肌肉(即。,gluteus maximus, gluteus minimus, gluteus medius, vastus lateralis, gastrocnemius, rectus femoris, and hamstring) and antagonistically (i.e., anterior and posterior) attached to the leg orthosis. Compared to monoarticular actuators, bi-articular actuators require accurate input patterns to simultaneously actuate the antagonistic actuators which control two joint angles [14,15]。虽然bi-articular致动器可考虑冗余驱动系统,他们产生的强大的力量将改善的最大角度扩展,提供精确的运动,并确保敌对的致动器和僵硬的关节之间的平衡(16- - - - - -20.]。

敌对的致动器的位置设置见图2,对抗mono-articular致动器的位置对髋关节和膝关节关节之间放置在对立的bi-articular致动器。这为对抗bi-articular致动器提供了一个额外的长度可以帮助实现更广泛的运动关节。细节的最佳设置决心对抗致动器记录之前,可以称为(21]。

2.3。AIRGAIT原型

AIRGAIT外骨骼的原型是在2010年开发的改进和广泛研究。然而,它还没有商业化。研究步态训练是发展迅速对增强设计结构和控制算法。一个孤独的运营商对该系统的运行是充分的。这个过程包括为主体提供信息在培训过程和实验协议,把身体的利用,将协助腿矫正法的下肢,最后,进行步态训练或实验。图3显示AIRGAIT外骨骼的原型。

2.4。机械系统

AIRGAIT外骨骼机械结构是由三个主要部分(a)的受虐妇女综合症系统由身体的利用和抗衡,(b)包括跑步机的跑步机训练和手的支持,和(c)辅助步态训练包括下肢动力矫正法,春天,和并行连接(平行四边形)。春天和并行连接固定在矢状面,步态运动训练髋关节和膝关节的关节可以实现。矢状面也补偿的垂直重量负载系统[1,4,10,12]。提供的主题是受虐妇女综合症,使他/她能够保持他/她的平衡在步态训练或实验测试(11,22,23]。变速跑步机也提供辅助腿矫正法步态训练和体重支持步态训练(23,24]。

2.5。安全特性

确保辅助步态康复期间的安全主题和实验测试,一些安全功能包括在AIRGAIT外骨骼的设计。PMA的实现驱动系统由于其本身就是一个安全特性自然兼容机制(25]。同时,排除短路的可能性在驱动系统在操作过程中使其适合人机交互。此外,随着系统包括压缩空气和编织胶管的扩张和收缩,它可以执行矫正法在一个水下康复训练场景。早些时候我们实验室研究的机器人步态训练(RGTW)表示,水疗可能特别有效的治疗患者髋关节运动功能障碍(26]。自从PMA特征是基于其模型参数如维度(即。,length and contraction) and pressure, the maximum contraction of PMA will prevent the exoskeleton of the AIRGAIT leg orthosis from exceeding the limitation of the joints [27]。然而,作为进一步预防措施,塞在髋关节和膝关节的关节位置的腿矫正法避免意外的并提供另一个安全的功能。此外,受虐妇女综合症的实现系统确保主题是能够保持他/她的平衡,而不是跌倒在跑步机(22,23]。

3所示。材料和方法

3.1。程序

的外骨骼AIRGAIT腿矫正法首先是调整与髋关节和膝关节的位置的主题在实验测试获得准确的数据。然后,控制器参数对抗性mono-articular执行机构(即。髋关节和膝关节关节)调整直到达到良好的关节轨迹。这是紧随其后的是对抗bi-articular执行机构控制器的优化参数。腿矫正法的控制我们/ S然后设置为不同的步态周期(GC)的速度,和数据的轨迹髋关节和膝关节关节聚集。测试W / S的步骤(a)的主题是关于测试和程序提供足够的信息,(b)的主题是配备了一个身体利用和一个被动的脚升降机安全在腿前的踝关节矫正法是附加到主题,和(c)提供的主题是完整的受虐妇女综合症之前腿矫正法的控制进行了平均速度不同的GC包括人类。表1下面显示了现有下肢步态康复矫正法系统,如LOKOMAT,洛佩斯,亚历克斯,步态康复机械矫正法,我们研究AIRGAIT而言类型的执行机构作为驱动系统;许多关节机械手;驱动面自由度;和GC操作速度。

3.2。实验测试

三个测试进行了实验研究。这些测试进行的一侧的外骨骼AIRGAIT腿矫正法。第一个测试是使用两组对立的mono-articular致动器(即。,髋关节和膝关节关节)测试我们/ S;第二个的一组对立的bi-articular驱动器测试我们/ S;第三个的一组对立的bi-articular致动器测试W / S。完整的受虐妇女综合症是在测试期间实施这项研究W / S随着负载的矫正法在其支持的最大容量。这个评估将优化控制系统策略,运营的最大能力。主题的选择不是至关重要的,研究的重点是设计控制器。这样,所选择的主题是年轻,健康,没有轴承任何神经障碍。,我们可以指导在实验测试被动。 To achieve the natural posture of gait motion during training, the passive foot lifter was used to ensure enough foot clearance during the swing phase [1,4]。

腿矫正法的控制我们/ S和W / S中显示数据4和5。第一次和第二次测试(我们/ S), GC的速度4秒,3秒,2秒,1秒为控制器设计方案进行评估。四个GC速度也评估第三测试(W / S)。5每个GC速度试验进行,每个试验由五个周期包括初始周期的位置。总GCs为每个执行GC速度约为25周期。平均GC当时计算和用图表表示。基于这些数据,三个比较评估进行分析来确定控制器的设计方案和策略的性能。这些都是(a)之间的独自mono-articular致动器(即。,hip and knee joints) and with bi-articular actuators, (b) between the cocontraction model based position (P) controller scheme and the cocontraction model based position-pressure (PP) controller scheme tested WO/S, and (c) between the cocontraction model based P controller scheme and the cocontraction model based PP controller scheme tested W/S. The design controller scheme and strategy performance were evaluated based on the GC, movement of hip and knee joints trajectory, maximum joint angle extension, inertia, gravitational effect, and time shift.

4所示。控制系统

4.1。控制器算法

图6显示了原理图的外骨骼AIRGAIT腿矫正法控制器方案。图6(一)显示了cocontraction模型基于P控制器,数字6 (b)显示了cocontraction模型基于PP控制器。PMA与其他控制算法,设计了控制器方案不预测或测量所需的扭矩在关节25,28- - - - - -30.]。相反,它与关节的角度信息的动态特性PMA(即。收缩和压力),然后实现位置和压力控制。为了实现该控制器方案,cocontraction模型开发。控制策略是执行cocontraction模型建立position-pressure控制器方案。位置控制器被用来调整cocontraction模型参数(激活水平),而压力控制器是用来控制的输入模式对抗mono和bi-articular致动器。派生cocontraction模型提供的输入模式mono - bi-articular驱动器同时促动敌对的致动器cocontractively, PMA模型确定时为了考虑PMA的特点,被引入控制器设计。这个动态模型是评价实验研究和用一个方程表示。提出的控制器方案是专门为简化对抗bi-articular致动器的控制以提高刚度在髋关节和膝关节关节。这是一个艰巨的任务构建的植物模型腿矫正法(敌对的mono - bi-articular pma)实现的随机优化方法确定设计控制器的控制参数。因此,实施启发式方法。

4.2。Cocontraction模型

cocontraction模型生成的输入模式对抗mono和bi-articular致动器(即。,anterior and posterior) in order to realize the method for implementing the position-pressure controller scheme. This model correlates information on the joints with the dynamic characteristics of the PMA (i.e., contraction and pressure). Based on the derived mathematical model, the contraction of antagonistic mono-articular actuators can be characterized as proportional and inversely proportional (1st-order system) to the angle of the joint. As for the bi-articular actuators, a much higher-order system is required to enable these actuators to manage two joints simultaneously. To control these joints effectively, the input patterns for the antagonistic bi-articular actuators should be sufficiently accurate as this will ensure the efficient performance of the antagonistic mono-articular actuators and facilitate co-contractive movements between the antagonistic actuators. Determination of the co-contractive input for the bi-articular actuators is insufficient to achieve complete gait motion of the leg orthosis without the inclusion of mono-articular actuators. Thus, the role played by the control of the mono-articular actuators is crucial in the successful implementation of the bi-articular actuators.

图7显示的过程测量的参考信号(输入模式)对抗mono和bi-articular致动器。图7(一)显示了引用髋关节和膝关节的关节角。点(一个)显示了前输入模式的最大收缩致动器和最小收缩后致动器的输入模式,如图7 (b)。点(B)显示了最大收缩后致动器的输入模式和最小收缩前致动器的输入模式,如图7 (c)。基于这一位置数据信息,收缩模式(即,- - - - - -)的mono -和bi-articular致动器然后使用数学推导确定如下。

髋关节Mono-articular致动器: 膝关节Mono-articular致动器: Bi-articular髋关节和膝关节关节驱动器: 在哪里是收缩模式;pma距离关节;PMA初始长度;和前部和后部肌肉活动水平;和0.3值pma的最大收缩。mono cocontraction模型的推导,bi-articular致动器被记录,可以早些时候提到在31日]。

首次验证这个模型通过使用最小二乘(LS)和递归最小二乘(RLS)预测方法输入模式和关节角之间的表中可以看到2。编码在MATLAB编程语言。基于预先确定传递函数(TF)的收缩对抗mono-articular致动器可以分化为比例和成反比(1阶系统)的角度。然而,模型对抗bi-articular致动器不能验证通过使用LS和RLS预测方法,因为它需要更高级和复杂的系统。这可能是使用非线性ARX模型或验证了遗传算法(GA)。

4.3。PMA模型

PMA的发展模式是为了增加cocontraction模型的有效性。尽管cocontraction模型提供了敌对的致动器的压缩数据,这个模型的数据转换成压力模式(伏特)激活电动气动监管机构。PMA的动态特性(即等维度。,length and muscle contraction), pressure, and force data were determined in an experimental study. A model equation was then formulated to represent the PMA characteristics data with the high accuracy of 6th-order polynomial. This will be used as the reference model for the control strategy as can be seen in Figure8。cocontraction模型控制方案考虑了非线性行为的PMA通过控制肌肉活动PMA的水平。PMA静态模型在零负荷状态被定义为最小边界确定PMA的非线性区域。作为关键的肌肉活动对PMA是在其收缩,只有收缩模式被认为是实现cocontraction运动之间的敌对的mono和bi-articular致动器。PMA的评价和推导模型早记录,可以观察到在21]。

5。结果与讨论

在本节中,为控制器设计方案测试结果和策略进行评估和讨论。早期的做法,直到最后阶段适当模仿优化研究的流动。的讨论和评估结果被分成三个部分来解释每个阶段的研究。它由三个评估设计控制器的性能评价方案。这些评估(a)比较mono-articular致动器作用于自己的(即。,hip and knee joints) and with the addition of bi-articular actuators, (b) comparison between the cocontraction model based position (P) controller and the cocontraction model based position-pressure (PP) controller, and (c) comparison between the control of the leg orthosis WO/S and control of the leg orthosis W/S. The evaluation was based on the GC, movement of the trajectory of the hip and knee joints, maximum angle extension of the joints, inertia, gravitational effect, and time shift.

5.1。控制腿部矫正法禾/ S:评价对立的致动器

这个评估的重点是在cocontraction输入模式的实现控制mono - bi-articular致动器的外骨骼AIRGAIT腿矫正法。进行确定的局限性,单独使用mono-articular致动器和优势能得到bi-articular致动器。进行了两次测试。第一只使用mono-articular致动器(即。,hip and knee joints) tested WO/S and the second with the addition of bi-articular actuators tested WO/S. These tests were evaluated at four GC speeds of 4 seconds, 3 seconds, 2 seconds, and 1 second so as to raise the stakes of the design controller and the appraisal of the strategy by increasing the GC speed. A total of 25 GCs were performed for each GC speed including the initial position cycle, and data related to the trajectory of the joints were then gathered. The average GC for each GC speed was measured and represented in a graph.

数据9和10显示的轨迹评估腿的关节矫正法控制(即两个设置。,mono-articular actuators only and with the inclusion of bi-articular actuators) tested WO/S using a cocontraction model based PP controller. Based on the four GC speeds evaluation, it is evident that the leg orthosis was able to perform the gait motion smoothly up to a GC speed of 2 seconds. For the GC speeds of 4 seconds, 3 seconds, and 2 seconds, the orthosis displayed the complete gait motion (i.e., heel strike, foot flat, middle swing, and wide swing) by implementing the designed controller scheme. With the increments in GC speed, the time allocated for completing one GC will be reduced as the graph shifted forward. However, even with the forward shifting of the graph, the time delay in the system was only approximately 0.2 seconds for each GC speed. For the control of leg orthosis using mono-articular actuators alone, it was expected that the trajectory of the joints will be slightly coarse due to the nonlinearity behaviour (i.e., compressible and hysteresis) of the PMA. Although this result may suggest that mono-articular actuators alone are able to support the orthosis, it must be noted that this evaluation was conducted WO/S. The situation changes during implementation W/S as the weight attributed to the actuators is increased. When the inertia and gravitational effect are included in the equation, the limitations of mono-articular actuators acting alone become evident as each actuator is only capable of sustaining a pressure level of 5 (bars). Moreover, due to the position of the antagonistic actuators, the length of mono-articular actuators is much shorter than those of bi-articular actuators. This reduces the maximum angle extension the joints can achieve especially at the knee where a much wider movement (63 degrees) is required compared to the hip. This maximum angle extension is the maximum value of reference angle of the hip and knee joints, both the anterior and posterior sides. This value can be inferred from Winter [32]。

然而,随着bi-articular致动器的引入,粗运动减少,关节的刚度提高由于这些致动器施加的重要力量。操纵者,配备bi-articular驱动器已被证明有很多优势,比如末端效应器的范围大大增加,改善平衡控制、输出的力生产效率提高,一只手臂,配备bi-articular致动器可以产生最大输出力末端效应器在更同质的分布式的方式18- - - - - -20.]。尽管驱动系统的来源不同,这些bi-articular致动器的基本功能(PMA)应该是相似的。以一个稳定的力量协助腿矫正法的运动,它减少了粗运动和改善关节相比,腿矫正法mono-articular致动器驱动的孤独。对抗性的运动bi-articular致动器能够平衡的粗运动对抗mono-articular关节驱动器,从而减少滞后的影响是重要的实现仅mono-articular致动器时我们/ S。这也是因为PMA的收缩是依照磁滞模型。然而,随着PMA的扩张并不遵循的磁滞模型,co-contractive运动之间的敌对的mono——bi-articular致动器实现。在1秒的GC速度,矫正法无法执行的步态运动完全脚跟罢工的立场。然而,它仍然是能够证明“脚平摇摆立场”提供一个步态运动的感觉。通过实现派生cocontraction模型,所有的六个敌对的mono - bi-articular致动器能够同时co-contractively运作。表3显示了皮尔森系数测定()第一评估mono-articular致动器的控制测试(髋关节和膝关节关节)单独和添加bi-articular致动器我们/ S进行评估。这值表示的数据符合参考关节的轨迹。结果表明,添加bi-articular致动器产生高得多系数值最多GC速度比独自mono-articular致动器。

5.2。控制腿部矫正法禾/ S:评估控制器设计方案

重点在第二个评估是评价设计控制器的方案和策略。它是确定的局限性进行定位控制器作用于自己的的时候,和结合position-pressure-based控制器的优越性。进行了两个实验。首先,cocontraction模型基于P控制器方案测试我们/ S,第二,cocontraction模型基于PP控制器方案测试我们/ S。测试都执行和mono的存在——bi-articular致动器和评估在不同的GC的速度4秒,3秒,2秒,1秒。5每个GC速度试验进行,每个试验由五个周期包括初始周期的位置。因此,总共25 GCs得到每个GC速度。每个GC的平均GC速度然后确定图中所示。表4显示了皮尔森系数测定()第二次评估为P和PP控制器控制测试的腿矫正法和mono - bi-articular致动器我们/ S进行评估。结果表明,添加的压力控制器(PP)产生高得多系数值在所有GC速度与位置控制器(P)。

图11显示了腿的关节轨迹评估矫正法控制两个控制器设计方案(即。cocontraction模型P控制器和cocontraction模型基于PP控制器)测试我们/ S。的结果,很明显,这两个控制器设计方案能够完全实现步态运动顺利GC 2秒的速度。然而,未能执行一个完整的步态运动经历了高GC 1秒的速度。这些结果表明,PMA(即肌肉活动。,contraction, expansion, and response time) were curtailed at a GC speed above 2 seconds as the time allocated for completing the GC was drastically reduced. However, the results illustrate that the time response of the PMA muscle activity was much better with the implementation of the PP controller scheme compared to only the P controller scheme. Furthermore, the PP controller scheme was able to maintain the maximum angle extension achieved at the posterior side of the hip joint trajectory for all GC speeds compared to the P controller scheme (reduced with increase in GC speed) as can be seen in Figures(11日)和11 (b)髋关节的轨迹。PMA控制不足与P控制器方案单独PMA的动态特性包括压力的活动。通过引入cocontraction模型基于PP控制器方案修改设计架构,系统的最大角度扩展和时间响应最多提高了GC的速度。这表明增加的压力控制器能够改善系统的响应时间随着压力的增加呈指数和PMA的收缩,因此增加的速度PMA在收缩肌肉活动模式。

根据结果,关节略粗的轨迹速度较慢的GC(即。,4seconds and 3 seconds), as unlike the extension of the joint, the leg orthosis goes against the gravitational effect during the flexion of the hip joint. However, this effect was reduced with an increase in GC speed at the cost of insignificant angle extension. Conversely, only slight effects were detected in the knee trajectory for both controller schemes as the high muscle moment was larger at the hip joint compared to the knee joint. When implementing the PP controller scheme, the maximum angle extension at the posterior side of the knee joint trajectory was slightly reduced with the improvement in PMA muscle activity response time. This is due to the maximum contraction achievable by each PMA (30% of its original length) which results in a limitation of orthosis movements. The speed of PMA muscle activity will reduce considerably with the approach of its maximum contraction. This affects the trajectory performance of the joints especially at the posterior side of the knee joint which requires a larger angle extension (63 degrees).

5.3。控制腿部矫正法W / S

重点在第三个评估是评估cocontraction模型基于P和PP控制器方案的终点(EP)腿矫正法。它是确定的可靠性进行控制器设计方案时腿上实现矫正法和测试我们/ S和W / S。进行了两次测试。第一个涉及腿矫正法控制我们/ S,第二,腿矫正法W / S。测试都执行mono - bi-articular致动器的存在。类似于以前的评估,设计控制器方案评估四个GC 4秒的速度,3秒,2秒,1秒。正常的GC 1.25秒的速度是没有必要的早期阶段的步态康复治疗,因为它可能无法提供足够的传入输入刺激运动中心。然而,在后期的康复治疗,步态训练速度正常的GC可能需要。从控制的角度建筑师,重要的是要确定系统的最大GC操作速度的绩效评估。总共25 GCs对于每一个GC收集速度,和平均GC是代表图。

数据12和13显示的EP轨迹评估腿矫正法控制。这个评估是使用基于cocontraction模型P和PP控制器方案测试我们/ S和W / S。结果显示,两个控制器设计方案能够实现一个好的EP轨迹GC的速度4秒,3秒,2秒,1秒。尽管性能水平下降速度较慢的GC由于惯性,好的步态运动尤其是在GC的立场阶段都展示了我们/ S和W / S GC 1秒的速度测试。粗运动在摆动阶段可能是由于增加的负载支持mono -和bi-articular致动器强制执行机构进入收缩模式维持负载更长的速度较慢的GC。这创造了一个不平衡的状态,干扰活动拮抗肌的致动器的压力。由于分配的时间完成一个周期以增加GC的速度降低,后mono - bi-articular致动器简约都无法接收控制信息足够快开始摆动阶段膝关节。这减少了响应时间在mid-swing阶段(60 ~ 80% GC)由于减速PMA接近最大收缩肌肉活动。

提高响应时间更快的GC设计控制器方案的速度,特别是在膝关节的最大角度扩展,相关执行机构的约束需要降低。这些限制包括系统的操作压力无法承受超过5(酒吧)的最大负载。引力效应也影响步态运动性能在髋关节肌肉弯曲(0 ~ 50% GC)前mono-articular致动器和前bi-articular致动器工作期间对重力腿扩张。这种“腿扩张”步态运动从脚跟到脚趾罢工立场的立场。这是一个观察到的事实PMA的性能控制摇摇欲坠的引力效应。因此,它可能是实际降低肌肉激活致动器的扩张模式,从而降低重力影响矫正法。此外,也可以减少增加PMA的影响肌肉活动和GC速度。

确定设计控制器方案的性能我们/ S和W / S测试,评估将基于有效工作和产生的惯性EP腿矫正法的轨迹控制。图14显示了有效的工作和惯性的控制腿矫正法对我们使用cocontraction / S和W / S测试模型P和PP控制器。这是说明使用平均值和标准偏差。基于研究由Banala et al .,定量确定的适应,他们实现一个测量称为“小径偏差区。“这个区域几何区域包括给脚摆动阶段之间的轨迹和规定的轨迹。面积的数量给定轨迹的偏差从模板中规定的轨迹6,7]。通过使用相同的原则,有效工作被定义为所覆盖的区域内的EP轨迹参考轨迹(区域内),而惯性被定义为所覆盖的区域外的EP轨迹参考轨迹(外区)。这些数据(即。,effective work and inertia) were measured as ratio of the covered area to the total reference trajectory area. It is inevitable that the inertia will eventually occur as we tried to increase the GC speed from 4 s GC (0.35 m/s) up to 1 s GC (1.40 m/s), in which similar patterns can also be observed in [6]。因此,超过60%的有效工作被判断为最低要求,以确定是否腿矫正法能够跟踪参考轨迹。然而,所做的总功矫正法的定义是有效工作和惯性的总和。

测试我们/ S,同时控制器方案产生近比较有效的工作评估GC的速度4秒,3秒,2秒,1秒有60%到89%的理想值。这个有效工作是减少与增加GC速度最大膝盖角度扩展实现了减少。然而,超过60%有效工作实现了GC的速度;两种控制器设计方案可以推测正常工作。另一方面,惯性也发生EP轨迹向外偏离参考轨迹。这种惰性总是出现在每一个GC速度由于偏差。然而,这种惯性大小会随GC的增加速度。基于图(14日),可以看出cocontraction模型基于P控制器生成更高的惯性在腿矫正法的控制与−−54% 13%惯性−−43% 11%相比惯性使用cocontraction模型基于PP GC速度控制器。腿部矫正法与这些数据,然后测试W / S确定控制器设计方案的可靠性。

W / S的测试,两个控制器方案也产生近比较有效的工作评估GC的速度4秒,3秒,2秒,1秒有63%到85%的理想值。这个有效工作是维护有效工作实现了60%以上的GC速度相比,测试我们/ S。另一方面,基于生成的惯性评估,使用时产生的惯性cocontraction模型P控制器增加GC的增加速度,特别是在GC的速度越快2秒,1秒。这表明P控制器本身并不足以控制腿部矫正法的EP轨迹惯性效应的存在。然而,当使用cocontraction模型基于PP控制器,它能够维护产生的惯性速度评估所有GC测试时我们/ S和W / S如图(14日)和14 (b)。生成的惯性在−−45% 13%惯性(几乎类似于测试我们/ S−−43%惯性11%)相比−−79% 15%惯性当使用基于P控制器方案。这个结论是人民党控制器方案能够对应于惯性效应,从而给了一个更稳定的EP轨迹腿矫正法的评估GC的速度。

6。结论

本研究介绍了控制器设计方案和策略优化控制co-contractive bi-articular执行机构的运动与mono-articular致动器的存在。这个设计控制器的方法策略方案的推导cocontraction模型促进了位置和pressure-based控制器的实现。拟议中的cocontraction模型基于PP控制器方案相关信息与动态特性(即关节。、收缩和PMA的压力)。然后输入模式生成的敌对的mono - bi-articular致动器与其他控制算法PMA,预测或测量所需的关节转矩。

三个测试进行腿部矫正法与第一单独使用mono-articular致动器测试我们/ S;第二个的bi-articular致动器测试我们/ S;第三个的bi-articular致动器测试W / S。三个评估评估来确定控制器设计方案的性能。第一次评估总结bi-articular致动器的添加提高了接头刚度的髋关节和膝关节。bi-articular致动器也稳定了粗动作由mono-articular致动器在弯曲的关节和改善膝关节最大角度扩展实现。第二次评估得出的结论是,单独使用基于位置控制器相比,包含PMA pressure-based控制器提高了响应时间的肌肉活动由于收缩和扩张的影响。控制器设计方案能够实现完整的腿矫正法(即步态运动。,hip and knee joints) until a GC speed of 2 seconds with a slight time shift of approximately only 0.2 seconds. The third assessment concluded that the cocontraction model based PP controller scheme was able to achieve a good EP trajectory of the leg orthosis up to GC speed of 1 second. The effective work achieved was over 60% of ideal value at all GC speeds of 4 seconds, 3 seconds, 2 seconds, and 1 second. Moreover, the generated inertia was also maintained at all GC speeds. This concludes that the PP controller scheme was able to correspond to the inertia effect and then optimize the controls of leg orthosis. The modified control scheme will be introduced in the next assessment to consider the gravitational effect on the antagonistic actuators as to improve control of the EP trajectory of the leg orthosis.

利益冲突

作者宣称没有利益冲突。

承认

这个工作是由KAKENHI:科学研究补助金(B) 21300202。

引用

1. g .科伦坡m . Wirz诉迪茨,”驱动的步态矫正法提高运动训练在截瘫的患者中,“脊髓,39卷,不。5,252 - 255年,2001页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
2. s . Jezernik g·科伦坡,m·莫拉里“自动步态适应算法康复四自由度机械矫正法,“IEEE机器人和自动化,20卷,不。3、574 - 582年,2004页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
3. l . Lunenburger g·科伦坡,r .不懂“生物反馈机器人步态康复。”神经工程学和康复杂志》上第一条,卷。4日,2007年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
4. j . f . Veneman r . Kruidhof e . e . g . Hekman r . Ekkelenkamp e·h·f·范·Asseldonk和h . Van Der Kooij设计”设计和评价互动LOPES外骨骼机器人的步态康复,”IEEE神经系统和康复工程,15卷,不。3、379 - 386年,2007页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
5. h . Vallery j . Veneman e . van Asseldonk r . Ekkelenkamp m·巴斯和h . van Der Kooij设计“兼容驱动康复机器人,”IEEE机器人与自动化杂志,15卷,不。3,60 - 69、2008页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
6. s . k . s . k . Banala s h . Kim Agrawal, j.p.朔尔茨,”机器人辅助步态训练活动腿外骨骼(ALEX)”IEEE神经系统和康复工程,17卷,不。1,2 - 8,2009页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
7. s . k . Banala s . k . Agrawal s h . Kim和j.p.朔尔茨,”小说步态和神经运动的训练结果使用一个活跃的腿外骨骼,”IEEE / ASME举办,15卷,不。2、216 - 225年,2010页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
8. 诉摩纳哥,g . Galardi m . Coscia d·马特利和s . Micera”设计和评价NEUROBike:邮政罢工neuro-rehabilitative平台卧床不起的病人,”IEEE神经系统和康复工程,20卷,不。6、2012。视图:谷歌学术搜索
9. d·j·莱茵肯斯迈耶,d . Aoyagi j·l·Emken et al .,”工具的理解和优化机器人步态训练,”康复杂志》上的研究和发展,43卷,不。5,657 - 670年,2006页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
10. m . Pietrusinski Cajigas, g . Severini p . Bonato和c . Mavroidis“机器人步态康复训练,”IEEE / ASME举办,没有。99年1 - 10,2013页。视图:谷歌学术搜索
11. a . Taherifar m·穆萨维a . Rassaf f . Ghiasi和m . r . Hadian”LOKOIRAN-a小说机器人脊髓损伤康复的沙子中风患者,”诉讼的肢体重复性劳损症/ ISM机器人及机电一体化国际会议上,德黑兰,伊朗,2013年。视图:谷歌学术搜索
12. 侯赛因,s .问:谢,p . k .印度“机械矫正法的自适应阻抗控制步态康复,”IEEE控制论,43卷,不。3,2013。视图:谷歌学术搜索
13. 侯赛因,s .问:谢,p . k .印度”的鲁棒非线性控制本质上兼容机器人步态训练矫正法,“IEEE系统,人,控制论,43卷,不。3,2013。视图:谷歌学术搜索
14. y柴田则s Imai t . Nobutomo t .三好,siv。山本,“体重的发展支持使用敌对bi-articular肌肉模型步态训练系统,”IEEE美国第32届国际会议在医学和生物工程协会(EMBC 10),页4468 - 4471,布宜诺斯艾利斯,阿根廷,2010年9月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
15. 机票的。山本、y Shibata s Imai t . Nobutomo和t .三好”步态训练系统由气动执行机构的发展像人类肌肉骨骼系统,”《IEEE国际会议上康复机器人(ICORR 11)2011年7月,瑞士苏黎世。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
16. m .熊本t大岛渚,t .藤,“控制属性的2个联合连杆机构配备mono bi-articular致动器,”学报》第九届IEEE国际研讨会上机器人和人类互动交流(RO-MAN ' 00)日本大阪,页400 - 404,,2000年9月。视图:谷歌学术搜索
17. 清水,n . Momose t大岛渚,k .森野奎”bi-articular致动器提供的开发机器人的腿康复的训练技巧”学报18 IEEE机器人和人类互动的国际研讨会(RO-MAN ' 09)富山,页921 - 926年,日本,2009年10月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
18. 诉称,美国哦,有何利的y”∞范数方法精确的力控制机械手由Bi-articular致动器驱动,”学报》第36届会议IEEE工业电子产品协会(IECON的10)2010年11月,页1908 - 1913。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
19. 诉称,美国哦,有何利的y, y .木村,“抗干扰性改善冗余机器人手臂使用bi-articular致动器,”IEEE国际研讨会工业电子学报》(ISIE 11)2011年6月,页2159 - 2164。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
20. 诉称。y .木村,美国哦,和y Hori,“无穷范数方法的实验验证操纵者bi-articular致动器驱动的力量最大化”诉讼的美国控制(ACC会议上的11),页4105 - 4110年,旧金山,加州,美国,2011年7月。视图:谷歌学术搜索
21. m·a .垫Dzahir t Nobutomo, s . i .山本”开发的体重支持步态训练系统使用气动McKibben致动器:控制下肢矫正法,”进行国际会议的IEEE磨床,大阪,日本,2013年。视图:谷歌学术搜索
22. m·弗雷·g·科伦坡,m . Vaglio r·布赫m . Jorg和r .不懂,“小说机械电子体重支持系统,”IEEE神经系统和康复工程,14卷,不。3、311 - 321年,2006页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
23. h·j·a·范Hedel l . Tomatis, r·穆勒”调制的腿部肌肉活动和步态运动学步行速度和体重卸货,”步态和姿势,24卷,不。1、35 - 45,2006页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
24. j·冯·兹特维茨·m·伯恩哈特和r .不懂,”一个新颖的方法,自动适应跑步机速度,”IEEE神经系统和康复工程,15卷,不。3、401 - 409年,2007页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
25. b . Tondu p·洛佩兹,“McKibben人造肌肉的建模和控制机器人执行机构,”IEEE控制系统杂志,20卷,不。2,15-38,2000页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
26. t .三好,k .一品”,机票。山本,k Nakazawa, m·雅佳”在水中机器人步态训练:开发一个水下步态训练矫正法,“残疾与康复,30卷,不。2、81 - 87年,2008页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
27. Balasubramanian s, j .病房,t .糖,j .他“动态属性的描述气动肌肉致动器,”《IEEE 10康复机器人技术国际会议(ICORR ' 07),页764 - 770,位于荷兰,2007年6月。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
28. Bae和m . Tomizuka”步态康复策略受迭代学习算法的启发,“机电一体化,22卷,不。2、213 - 221年,2012页。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
29. k·k·安和d . c . t .涂”,改善控制性能的气动人工肌肉操纵者使用智能开关控制方法,”KSME国际期刊,18卷,不。8,1388 - 1400年,2004页。视图:谷歌学术搜索
30. t . d . c . Thanh k·k·安,“非线性PID控制改善控制性能的2轴气动人工肌肉机械手使用神经网络”机电一体化,16卷,不。9日,第587 - 577页,2006年。视图:出版商的网站|谷歌学术搜索
31. m·a .垫Dzahir t Nobutomo, s . i .山本”敌对的mono - bi-articular气压肌肉致动器控制使用收缩模型,从步态训练系统”《IEEE国际会议一般和Bio-Robotics里约热内卢,巴西,2013年。视图:谷歌学术搜索
32. d . a .冬天,冬天,人体运动的生物力学和运动控制约翰•威利& Sons第四版,2009年版。

版权

版权©2013穆罕默德Azuwan垫Dzahir Shin-Ichiroh山本。这是一个开放的分布式下文章知识共享归属许可,它允许无限制的使用、分配和复制在任何媒介,提供最初的工作是正确引用。