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摘要：近年来，“按需辅助”对康复外骨骼实施控制的阻抗控制方法广泛应用于康复机器人系统中。部分研究表明膝关节外骨骼机械腿对穿戴者的运动能实现较好的运动跟随。因此，文章结合相关案例资料进行了机械腿摆动控制实验分析。
关键词：膝关节;康复机械腿;摆动控制
1.案例资料
笔者对一名身高174cm，体重59kg，年龄26岁的上班族进行穿戴摆动实验研究，摆动实验参数设置如表1所示。其中，τi—人机交互力矩;τa—穿戴者的人体力矩估算;τnet—导纳模型力矩;qref—输出为关节参考角度;τm—电机驱动力矩;vm—输出为电机转动速度;vs—外骨骼机械腿转动速度;θm—伺服电机的转动角度;q^—状态估算轨迹;vs—外骨骼机械腿转动角速度;ω0—转动角加速度截止频率;I0—可调放大系数后;Im—电机输出轴转动惯量;Is—外骨骼驱动系统输出的转动惯量;kc—弹簧弹性系数;bc—阻尼器阻尼系数;Ie—膝关节外骨骼机械腿的转动惯量;Ih—穿戴者腿部的转动惯量;S—扭矩传感器的安装点处;τm—外骨骼的驱动力矩;τs—扭矩传感器检测力矩;θm—电机输出角度，速度为vm;θs—膝关节外骨骼机械腿摆动角度，速度为vs
2.具体实验分析
在摆动过程中，试验者的摆动频率ω尽量稳定在2rad/s（0.3Hz）附近，膝关节摆动过程中的角度、角速度及角加速度如图1所示。
结合图1中关节信息，基于自适应频率振荡器，得到人体关节力矩τ^h（t）与重构的τh，rec（t），人体关节力矩τ^h（t）与重构的τh，rec（t）如图2所示。
从图2中可看出，重构的关节力矩τh，rec（t）能较好的跟踪估算的人体关节力矩，从而获得膝关节外骨骼的助力力矩。
在实际的康复摆动过程中，穿戴者在开始的摆动阶段主动性较差;经过一段时间训练后具有了较为主动的摆腿运动;但经过一段时间的全力运动后，穿戴者由于疲劳，其主动摆动减缓。基于这种实际，康复运动中摆动腿的摆动频率先慢￣后快￣再变慢的运动特征，为了模拟实际的康复运动进行实验，笔者设置机械腿的摆动频率为：从2rad/s（0.32Hz）变到2.6rad/s（0.41Hz），再到2rad/s（0.32Hz）。
在频率由2rad/s变到4rad/s后，惯量补偿力矩幅值明显降低，而在人腿降低摆动频率后（由4rad/s变到2rad/s），惯量补偿力矩幅值又明显增加，导纳模型的输入力矩τnet也有相同的变化趋势。惯量补偿力矩这种随着摆动频率增加呈现的幅值减小的趋势与实际需求相一致，因为当人腿主动运动意识不太强烈时，人腿会成为机械腿的运动阻力，控制系统增加惯量补偿，提供较大的助力补偿实现人机系统的摆动运动;当人腿摆动意识增强，摆动频率增加时，机械腿与人腿相配合，降低惯量补偿，发挥穿戴者的运动主动性，实现有效的康复锻炼。
从图4还可以看出：根据基于自适应频率振荡器生成的助力力矩τa值与关节角度值在相位上有较好的一直性，从而验证了控制方法实施的有效性。为了评价控制系统对穿戴膝关节外骨骼后的康复助力的有效性，笔者进行了助力效果评价的实验研究。笔者采用分析穿戴膝关节外骨骼前后穿戴者的腿部肌电信号变化的方法，对两名健康的男性实验者分别进行有无外骨骼机械腿辅助下的腿部摆动实验。实验者腿部通过绑缚装置与外骨骼连接，然后进行跟随摆动实验，分别记錄腿部摆动时股二头肌和股四头肌的肌电原始信号，并对信号进行均方根植（rootmeansquare，RMS）分析。
实验结果显示：在辅助模式下EMG幅度显著减小，表明膝关节外骨骼对穿戴者实现了有效助力。
3.小结
综上所述，根据实际康复运动中摆动腿的摆动频率先慢￣后快￣再变慢的运动特征，笔者进行了膝关节康复机械腿的实验，实验结果表明：外骨骼机械腿能模拟康复运动模式，实现较好的摆腿运动。
参考文献
[1]刘棣斐，唐志勇，裴忠才.基于导纳原理的下肢外骨骼摆动控制[J].北京航空航天大学学报，2015，41（6）：1019￣1025.
作者简介
姓名：宋宝强 性别：男（1984年9月） 学历：本科（沈阳航空航天大学，机械设计及其自动化专业） 职务：机械设计师 工作单位：辽宁双星脊柱梳理科技股份有限公司 身份证号码：210105********4610
辽宁沈阳 110034
关键词：膝关节;康复机械腿;摆动控制
1.案例资料
笔者对一名身高174cm，体重59kg，年龄26岁的上班族进行穿戴摆动实验研究，摆动实验参数设置如表1所示。其中，τi—人机交互力矩;τa—穿戴者的人体力矩估算;τnet—导纳模型力矩;qref—输出为关节参考角度;τm—电机驱动力矩;vm—输出为电机转动速度;vs—外骨骼机械腿转动速度;θm—伺服电机的转动角度;q^—状态估算轨迹;vs—外骨骼机械腿转动角速度;ω0—转动角加速度截止频率;I0—可调放大系数后;Im—电机输出轴转动惯量;Is—外骨骼驱动系统输出的转动惯量;kc—弹簧弹性系数;bc—阻尼器阻尼系数;Ie—膝关节外骨骼机械腿的转动惯量;Ih—穿戴者腿部的转动惯量;S—扭矩传感器的安装点处;τm—外骨骼的驱动力矩;τs—扭矩传感器检测力矩;θm—电机输出角度，速度为vm;θs—膝关节外骨骼机械腿摆动角度，速度为vs
2.具体实验分析
在摆动过程中，试验者的摆动频率ω尽量稳定在2rad/s（0.3Hz）附近，膝关节摆动过程中的角度、角速度及角加速度如图1所示。
结合图1中关节信息，基于自适应频率振荡器，得到人体关节力矩τ^h（t）与重构的τh，rec（t），人体关节力矩τ^h（t）与重构的τh，rec（t）如图2所示。
从图2中可看出，重构的关节力矩τh，rec（t）能较好的跟踪估算的人体关节力矩，从而获得膝关节外骨骼的助力力矩。
在实际的康复摆动过程中，穿戴者在开始的摆动阶段主动性较差;经过一段时间训练后具有了较为主动的摆腿运动;但经过一段时间的全力运动后，穿戴者由于疲劳，其主动摆动减缓。基于这种实际，康复运动中摆动腿的摆动频率先慢￣后快￣再变慢的运动特征，为了模拟实际的康复运动进行实验，笔者设置机械腿的摆动频率为：从2rad/s（0.32Hz）变到2.6rad/s（0.41Hz），再到2rad/s（0.32Hz）。
在频率由2rad/s变到4rad/s后，惯量补偿力矩幅值明显降低，而在人腿降低摆动频率后（由4rad/s变到2rad/s），惯量补偿力矩幅值又明显增加，导纳模型的输入力矩τnet也有相同的变化趋势。惯量补偿力矩这种随着摆动频率增加呈现的幅值减小的趋势与实际需求相一致，因为当人腿主动运动意识不太强烈时，人腿会成为机械腿的运动阻力，控制系统增加惯量补偿，提供较大的助力补偿实现人机系统的摆动运动;当人腿摆动意识增强，摆动频率增加时，机械腿与人腿相配合，降低惯量补偿，发挥穿戴者的运动主动性，实现有效的康复锻炼。
从图4还可以看出：根据基于自适应频率振荡器生成的助力力矩τa值与关节角度值在相位上有较好的一直性，从而验证了控制方法实施的有效性。为了评价控制系统对穿戴膝关节外骨骼后的康复助力的有效性，笔者进行了助力效果评价的实验研究。笔者采用分析穿戴膝关节外骨骼前后穿戴者的腿部肌电信号变化的方法，对两名健康的男性实验者分别进行有无外骨骼机械腿辅助下的腿部摆动实验。实验者腿部通过绑缚装置与外骨骼连接，然后进行跟随摆动实验，分别记錄腿部摆动时股二头肌和股四头肌的肌电原始信号，并对信号进行均方根植（rootmeansquare，RMS）分析。
实验结果显示：在辅助模式下EMG幅度显著减小，表明膝关节外骨骼对穿戴者实现了有效助力。
3.小结
综上所述，根据实际康复运动中摆动腿的摆动频率先慢￣后快￣再变慢的运动特征，笔者进行了膝关节康复机械腿的实验，实验结果表明：外骨骼机械腿能模拟康复运动模式，实现较好的摆腿运动。
参考文献
[1]刘棣斐，唐志勇，裴忠才.基于导纳原理的下肢外骨骼摆动控制[J].北京航空航天大学学报，2015，41（6）：1019￣1025.
作者简介
姓名：宋宝强 性别：男（1984年9月） 学历：本科（沈阳航空航天大学，机械设计及其自动化专业） 职务：机械设计师 工作单位：辽宁双星脊柱梳理科技股份有限公司 身份证号码：210105********4610
辽宁沈阳 110034