李劍鋒 吳?，?鄧楚慧 馬春敏 范金紅 劉德忠

(北京工業(yè)大學機械工程及應用電子技術(shù)學院，北京 100124)

引言

穿戴型下肢康復訓練外骨骼是典型的人-機一體化系統(tǒng)，人-機穿戴連接后外骨骼機構(gòu)與人體下肢構(gòu)成空間多環(huán)封閉運動鏈，康復訓練過程中人-機之間通過連接部位的相互作用實現(xiàn)協(xié)同運動。因此，要求外骨骼機構(gòu)與下肢之間不能出現(xiàn)過強的約束作用，以避免由此導致的舒適性變差和患肢的二次損傷。由文獻檢索及對外骨骼機構(gòu)的設(shè)計特征分析可以看出，現(xiàn)有外骨骼機構(gòu)的設(shè)計還主要基于下肢骨骼的運動結(jié)構(gòu)仿生[1-6]。機構(gòu)的髖關(guān)節(jié)為單自由度轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)或由兩個轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)通過高副低代進行運動等效，膝關(guān)節(jié)為單自由度轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)，各關(guān)節(jié)軸線依人體下肢對應關(guān)節(jié)的運動功能進行分解布位，構(gòu)件尺度則根據(jù)下肢骨胳參數(shù)確定，或?qū)?gòu)件設(shè)計成調(diào)節(jié)式結(jié)構(gòu)。在人-機連接方式上，外骨骼機構(gòu)與下肢之間通過緊致穿戴或綁縛的方式直接相連(固聯(lián))?，F(xiàn)有設(shè)計的優(yōu)點是借鑒了人體下肢骨胳的運動結(jié)構(gòu)特征，人-機關(guān)節(jié)之間對應性好，可以獲得形式簡約的機構(gòu)構(gòu)型。構(gòu)件采用調(diào)節(jié)式結(jié)構(gòu)，能夠增強外骨骼機構(gòu)對下肢體征變化的適應性。不足之處是較少考慮人-機關(guān)節(jié)運動屬性差異和人-機聯(lián)接模式對人-機運動相容性的影響，在康復訓練過程中還存在著因人-機運動不相容導致的舒適性變差和康復訓練難以進行的現(xiàn)象[7-10]。

近年來，穿戴型外骨骼機構(gòu)的人-機運動相容性設(shè)計問題得到了研究者的關(guān)注，但均集中于上肢外骨骼機構(gòu)。例如，文獻[11]對上肢外骨骼機構(gòu)的設(shè)計研究現(xiàn)狀進行了分析與評述，提出在外骨骼機構(gòu)設(shè)計過程中應充分考慮上肢關(guān)節(jié)運動屬性及穿戴屬性對人-機運動相容性的作用與影響[11]。文獻[12]研究了上肢肩、肘和腕關(guān)節(jié)的運動屬性以及聯(lián)接模式對人-機運動相容性的影響，并設(shè)計出一種9自由度的上肢外骨骼機構(gòu)[12]。而目前針對下肢外骨骼機構(gòu)的人-機運動相容性設(shè)計研究還很少，盡管研究者們注意到穿戴型下肢外骨骼機構(gòu)中存在人-機運動的不相容現(xiàn)象，但均未從外骨骼機構(gòu)設(shè)計的角度探討改善人-機運動相容性的方法與途徑[7-10]。筆者將結(jié)合人體下肢剛體骨骼模型的建立、人體直立行走的步態(tài)特征分析、人-機關(guān)節(jié)的運動屬性差異分析、外骨骼機構(gòu)穿戴屬性和人-機閉鏈的自由度分析等，研究人-機相容型下肢外骨骼機構(gòu)的構(gòu)型設(shè)計問題。通過在人-機連接環(huán)節(jié)中引入連接關(guān)節(jié)，提出具有人-機運動相容性的外骨骼機構(gòu)構(gòu)型，以改善下肢康復訓練外骨骼機構(gòu)的人-機運動相容性，提高下肢康復訓練的舒適性與安全性。

1 人體下肢剛體骨骼模型

1.1 下肢髖、膝關(guān)節(jié)的運動屬性

髖、膝關(guān)節(jié)是人體下肢中運動靈活性好、活動范圍較大的兩個關(guān)節(jié)，它們的生物骨骼結(jié)構(gòu)如圖1所示。在人體運動過程中，主要是通過這兩個關(guān)節(jié)的運動協(xié)同，實現(xiàn)較大幅度的下肢運動。

髖關(guān)節(jié)是由髖臼、股骨頭及韌帶等組成的杵臼(球窩)式滑膜關(guān)節(jié)[13]，股骨頭可以在髖臼內(nèi)靈活轉(zhuǎn)動，但由于髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)窩較深且關(guān)節(jié)囊緊致，股骨頭與髖臼面之間幾乎不發(fā)生相對移動。因此，髖關(guān)節(jié)具有3個獨立的轉(zhuǎn)動自由度，可以實現(xiàn)繞圖1(a)所示 x1、y1和 z1軸的前屈/后伸、旋內(nèi)/旋外與內(nèi)收/外展運動。

膝關(guān)節(jié)是由股骨下端、脛骨上端、髕骨以及半月板和韌帶組成的滑車球狀關(guān)節(jié)[13]，其關(guān)節(jié)囊亦十分緊致，同時又受到內(nèi)外交叉韌帶、脛側(cè)及腓側(cè)副韌帶的較強約束。因此，膝關(guān)節(jié)只有一個轉(zhuǎn)動自由度，能夠繞圖1(b)所示的 x2軸(在人體下肢中 x1與x2軸平行)做前屈/后伸運動。但由于膝關(guān)節(jié)接觸骨面形狀不規(guī)則，骨面之間既有相對滾動又有相對滑動，膝關(guān)節(jié)在繞x2軸轉(zhuǎn)動的同時還伴有關(guān)節(jié)瞬時轉(zhuǎn)動中心(Instant Centre of Rotation)的滑移運動[14]。

1.2 下肢剛體骨骼模型的建立

由下肢髖、膝關(guān)節(jié)的運動屬性可知，在建立與下肢運動功能相近的剛體骨骼模型時，模型中的髖關(guān)節(jié)可以由三自由度球副運動等效。但是，膝關(guān)節(jié)除具有繞x2軸的轉(zhuǎn)動自由度外，關(guān)節(jié)的瞬時轉(zhuǎn)動中心還伴生與關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角有確定對應關(guān)系的滑移運動。因此，在剛體骨骼模型中不宜直接采用單自由度轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)對膝關(guān)節(jié)進行運動等效?？尚械姆椒ㄊ墙梃b人體下假肢膝關(guān)節(jié)的設(shè)計技術(shù)，根據(jù)生物膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角與其瞬時轉(zhuǎn)動中心軌跡的對應關(guān)系，通過構(gòu)型與相關(guān)參數(shù)的優(yōu)化，設(shè)計出與人體膝關(guān)節(jié)運動功能相近的膝關(guān)節(jié)機構(gòu)。圖2和圖3所示為北京市假肢矯形技術(shù)中心設(shè)計的4 P20A型四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)以及構(gòu)件l2和構(gòu)件l4做相對轉(zhuǎn)動的瞬心運動軌跡，該關(guān)節(jié)能夠較好地模擬中等身高人體下肢膝關(guān)節(jié)的運動功能。

圖2 四桿膝關(guān)節(jié)Fig.2 Four-bar mechanism knee joint

圖3 瞬心軌跡Fig.3 Track of rotational instant centre

基于前述剛體髖、膝關(guān)節(jié)模型并參考下肢的體征參數(shù)[15]，可以建立與人體下肢運動功能接近的剛體骨骼模型。圖4所示為髖關(guān)節(jié)采用球副、膝關(guān)節(jié)為4 P20A型四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)時，中等身高人體下肢(H=170 cm，大腿骨長 l5=0.245H=416.5 mm，小腿骨長l6=0.246H =418.2 mm)對應的剛體骨骼模型。

圖4 下肢剛體骨骼模型Fig.4 Rigid-body skeletal model of lower limb

2 人-機閉鏈的運動相容性分析

人體具有很好的運動靈活性，可以實現(xiàn)直立行走、轉(zhuǎn)向、側(cè)擺、下蹲和跑動等多種運動功能。其中，直立行走是人體最重要的日常運動形式，同時也是進行下肢康復訓練的主要參照運動形態(tài)。人體直立行走運動時的完整步態(tài)周期如圖5所示[16]。可以看出，在下肢運動過程中髖、膝關(guān)節(jié)前屈/后伸的運動幅度較大。另外，為了在單相支撐期以及單、雙相支撐過渡期調(diào)整人體重心位置，以保持身體平衡和控制運動方向，髖關(guān)節(jié)還存在中等幅度的內(nèi)收/外展和旋內(nèi)/旋外運動。

圖5 直立行走步態(tài)周期Fig.5 Gait cycle of up － stand walking

下肢康復訓練外骨骼機構(gòu)作為人體下肢的穿戴型外聯(lián)機構(gòu)，經(jīng)人-機穿戴連接后與下肢共同組成機構(gòu)學意義上的空間多環(huán)封閉運動鏈(人-機閉鏈)，其構(gòu)型設(shè)計應滿足下肢康復訓練的運動需求，并保證訓練過程的安全性。相應地，要求外骨骼機構(gòu)能夠引導下肢復現(xiàn)人體直立行走的下肢運動步態(tài)，且人-機之間不發(fā)生運動干涉與沖突。但是，為了降低康復訓練系統(tǒng)的復雜度，現(xiàn)有外骨骼機構(gòu)的設(shè)計主要考慮能夠引導下肢實現(xiàn)人體直立行走運動中的前屈/后伸運動，或同時實現(xiàn)前屈/后伸與內(nèi)收/外展運動。

圖6和圖7所示為現(xiàn)有的兩種外骨骼機構(gòu)構(gòu)型及其與人體下肢(剛體骨骼模型)的連接方式。一種是髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)均為單自由度轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)且關(guān)節(jié)軸線相互平行的兩自由度機構(gòu)，主要用于下肢前屈/后伸運動功能的康復訓練;另一種為三自由度機構(gòu)，髖關(guān)節(jié)由軸線彼此正交的兩轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)復合而成，膝關(guān)節(jié)為單自由度轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)，其軸線與髖關(guān)節(jié)第二條回轉(zhuǎn)軸線平行，可用于下肢前屈/后伸與內(nèi)收/外展運動功能的康復訓練。在人-機連接方式上，這兩種外骨骼機構(gòu)均與人體在腰部以及下肢大、小腿的中下部通過緊致穿戴的方式相連接。

圖6 兩自由度外骨骼機構(gòu)Fig.6 Two-DOF exoskeleton mechanism

圖7 三自由度外骨骼機構(gòu)Fig.7 Three-DOF exoskeleton mechanism

由圖6和圖7可以看出，僅由于人-機膝關(guān)節(jié)運動屬性的差異就可能導致人-機運動不相容，原因是人-機閉鏈中髖關(guān)節(jié)(不含)以下局部閉鏈的理論自由度為零。另外，當人-機之間存在連接位姿偏差時，會進一步加劇人-機運動的不相容性。例如，當出現(xiàn)圖7虛線所示的連接位姿偏差時，下肢髖關(guān)節(jié)中點與外骨骼機構(gòu)髖關(guān)節(jié)軸線延長線的交點會發(fā)生位置偏離，導致人-機閉鏈中膝關(guān)節(jié)(不含)以上局部閉鏈的理論自由度等于零。因此，在現(xiàn)有兩種外骨骼機構(gòu)與人體下肢構(gòu)成的人-機閉鏈中，主要是通過連結(jié)環(huán)節(jié)的彈性變形實現(xiàn)人-機運動協(xié)調(diào)。當彈性變形和約束作用過大時，就會導致舒適性變差、康復訓練難以進行或出現(xiàn)安全性問題。

3 外骨骼機構(gòu)的構(gòu)型設(shè)計與分析

3.1 外骨骼機構(gòu)構(gòu)型設(shè)計

以圖7所示三自由度外骨骼機構(gòu)為原型，通過在人-機連接環(huán)節(jié)中增加連接關(guān)節(jié)，筆者提出一種如圖8所示的下肢外骨骼機構(gòu)。該構(gòu)型由原有外骨骼機構(gòu)與連接關(guān)節(jié)組成，外骨骼機構(gòu)與下肢剛體骨骼模型構(gòu)成骨骼-機構(gòu)聯(lián)體模型，如圖9所示。在聯(lián)體模型中，機構(gòu)髖關(guān)節(jié)的中點與骨骼模型髖關(guān)節(jié)中心重合，膝關(guān)節(jié)3的回轉(zhuǎn)軸線與骨骼模型膝關(guān)節(jié)(四桿機構(gòu))軸線平行。外骨骼機構(gòu)與骨骼模型在大腿構(gòu)件之間增加了移動副4和胡克鉸5，在小腿構(gòu)件之間增加了移動副6、移動副7和球副8。移動副4和移動副6分別沿外骨骼機構(gòu)的大、小腿構(gòu)件移動，移動副7沿垂直于外骨骼機構(gòu)小腿構(gòu)件的導路移動。胡克鉸5的兩條正交回轉(zhuǎn)軸線均垂直于骨骼模型的大腿構(gòu)件，且其中一條軸線平行于關(guān)節(jié)2的回轉(zhuǎn)軸線。

圖8 外骨骼機構(gòu)Fig.8 Exoskeleton mechanism

圖9 骨骼-機構(gòu)聯(lián)體模型Fig.9 Skeleton-mechanism united model

骨骼-機構(gòu)聯(lián)體模型由膝上(不含膝關(guān)節(jié))和膝下(含膝關(guān)節(jié))兩局部單閉鏈串聯(lián)而成，可先分別確定膝上和膝下兩局部單閉鏈的的自由度，再由兩局部閉鏈自由度之和得到聯(lián)體模型的自由度。由文獻[17]可知，空間單閉鏈機構(gòu)的自由度公式為

式中，F(xiàn)為機構(gòu)自由度，pk為k級運動副數(shù)目，λ為閉合約束數(shù)。

由于膝上及膝下局部閉鏈的閉合約束數(shù)均為λ=6，由式(1)可得兩局部閉鏈的自由度分別為

再由式(2)和式(3)，得到聯(lián)體模型的自由度為

顯然，無論是骨骼模型還是外骨骼機構(gòu)做主動運動，聯(lián)體模型均為自由度等于3的運動學恰定系統(tǒng)，人-機之間能夠?qū)崿F(xiàn)完全的運動學相容。

3.2 人-機運動相容性仿真

圖10所示為基于 ADAMS軟件建立的骨骼-機構(gòu)聯(lián)體仿真模型，以及施加的運動副和運動約束。在仿真過程中，骨骼模型的髖關(guān)節(jié)輸入為人體直立行走時的髖關(guān)節(jié)角位移參數(shù)(前屈/后伸與內(nèi)收/外展運動)，四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)的輸入需要根據(jù)人體膝關(guān)節(jié)運動數(shù)據(jù)并結(jié)合四桿機構(gòu)的結(jié)構(gòu)參數(shù)進行運動轉(zhuǎn)換，以使骨骼模型中大、小腿構(gòu)件夾角的運動規(guī)律與人體膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角的運動規(guī)律相吻合。圖11所示為人體直立行走步態(tài)周期內(nèi)，下肢髖關(guān)節(jié)前屈/后伸、內(nèi)收/外展及膝關(guān)節(jié)前屈/后伸運動的角位移曲線[16，18]。

圖10 骨骼-機構(gòu)聯(lián)體仿真模型。(a)骨骼-機構(gòu)實體模型;(b)運動副與運動約束Fig.10 Skeleton-mechanism united simulation model.(a)Skeleton-mechanism solid model;(b)Kinematic pairs and kinematic constraints

圖11 直立行走的髖、膝關(guān)節(jié)角位移曲線。(a)髖屈/伸角位移曲線;(b)髖收/展角位移曲線;(c)膝屈/伸角位移曲線Fig.11 Angle displacement curves of hip and knee joints during up-stand working.(a)Angle displacement curve of hip joint flex/extention;(b)Angle displacement curve of hip joint ab/adduction;(c)Angle displacement curve of knee joint flex/extention

四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)與人體膝關(guān)節(jié)運動數(shù)據(jù)的轉(zhuǎn)換關(guān)系如圖12所示。

桿件l4與l2之間的轉(zhuǎn)角β2與人體膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角相對應。令桿件l1與l4之間的轉(zhuǎn)角β1為四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)的運動輸入角，由圖12所示的幾何關(guān)系可得

將四桿機構(gòu)矢量多邊形分別向x、y軸投影，有

經(jīng)式(5)～式(9)轉(zhuǎn)化后，可得到如圖13所示的四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)輸入轉(zhuǎn)角β1的角位移曲線。

令骨骼模型做主動運動，外骨骼機構(gòu)做隨動運動，對骨骼-機構(gòu)聯(lián)體模型進行運動仿真，人-機之間的連接模式如下：

圖12 膝關(guān)節(jié)運動轉(zhuǎn)換Fig.12 Motion conversion of knee joint

圖13 四桿機構(gòu)膝關(guān)節(jié)輸入角位移曲線Fig.13 Input angle displacement curve of four-bar mechanism knee joint

連接模式1：外骨骼機構(gòu)與骨骼模型在腰部以及大、小腿構(gòu)件的中部聯(lián)接，兩者之間無連接位姿偏差。外骨骼機構(gòu)髖關(guān)節(jié)軸線延長線的交點與骨骼模型髖關(guān)節(jié)中心重合，與髖、膝關(guān)節(jié)對應軸線之間的姿態(tài)一致。

連接模式2：外骨骼機構(gòu)與骨骼模型在腰部以及大、小腿構(gòu)件的中部聯(lián)接，外骨骼機構(gòu)髖關(guān)節(jié)軸線延長線的交點沿骨骼模型中髖關(guān)節(jié)坐標系o1-x1y1z1的坐標軸平移[-2-6-7]mm，且外骨骼機構(gòu)整體繞關(guān)節(jié)1的軸線順時針旋轉(zhuǎn)3°。

連接模式1對應的位移曲線、角位移曲線及角位移偏差曲線如圖14～圖20所示。其中，圖14和圖15分別為外骨骼機構(gòu)與骨骼模型髖關(guān)節(jié)前屈/后伸和內(nèi)收/外展的角位移曲線與角位移偏差曲線，圖16和圖17分別為移動副4的位移曲線和胡克鉸5的角位移曲線，圖18為外骨骼機構(gòu)與骨骼模型的膝關(guān)節(jié)角位移曲線及角位移偏差曲線，圖19和圖20分別為移動副6、7的位移曲線和球副8的角位移曲線。

圖14 髖關(guān)節(jié)屈/伸角位移及角位移偏差曲線Fig.14 Angle displacement and angle displacement deflection curves of hip joint with flex/extention

圖15 髖關(guān)節(jié)收/展角位移及角位移偏差曲線Fig.15 Angle displacement and angle displacement deflection curves of hip joint with ab/adduction

圖16 移動副4的位移曲線Fig.16 Displacement curve of 4-sliding pair

圖17 胡克鉸5的角位移曲線Fig.17 Angle displacement curves of 5-hooke hinge

圖18 膝關(guān)節(jié)屈/伸角位移及角位移偏差曲線Fig.18 Angle displacement and angle displacement deflection curves of knee joint with flex/extention

圖19 移動副6和7的位移曲線Fig.19 Displacement curves of 6 and 7-sliding pairs

圖20 球副8的角位移曲線Fig.20 Angle displacement curves of 8-spherical pair

由圖14～圖20可以看出，骨骼模型髖關(guān)節(jié)與外骨骼機構(gòu)髖關(guān)節(jié)的運動規(guī)律比較吻合，但膝關(guān)節(jié)運動之間存在較大偏差，最大的偏離角度為10°左右。此外，移動副4、胡克鉸5和移動副7無運動輸出，移動副6存在最大值為10.5 mm的位移輸出，球副8存在繞x1軸且最大值為10.4°的轉(zhuǎn)角輸出。

連接模式2對應的位移曲線、角位移曲線及角位移偏差曲線如圖21～圖27所示。其中，圖21和圖22分別為外骨骼機構(gòu)與骨骼模型髖關(guān)節(jié)前屈/后伸和內(nèi)收/外展轉(zhuǎn)動的角位移曲線及角位移偏差曲線，圖23和圖24為移動副4的位移曲線和胡克鉸5的角位移曲線，圖25為外骨骼機構(gòu)與骨骼模型的膝關(guān)節(jié)角位移曲線及角位移偏差曲線，圖26和圖27為移動副6、7的位移曲線以及球副 8的角位移曲線。

圖21 髖關(guān)節(jié)屈/伸角位移及角位移偏差曲線Fig.21 Angle displacement and angle displacement deflection curves of hip joint with flex/extention

圖22 髖關(guān)節(jié)收/展角位移及角位移偏差曲線Fig.22 Angle displacement and angle displacement deflection curves of hip joint with ab/adduction

圖23 移動副4的位移曲線Fig.23 Displacement curve of 4-sliding pair

由圖21～圖27可以看出，在人-機連接環(huán)節(jié)中引入連接關(guān)節(jié)后，當外骨骼機構(gòu)與骨骼模型存在連接位姿偏差時，兩者之間的運動能夠?qū)崿F(xiàn)完全相容，但外骨骼機構(gòu)髖關(guān)節(jié)與骨骼模型髖關(guān)節(jié)之間出現(xiàn)了運動偏差，膝關(guān)節(jié)之間的運動偏差也有所增大。同時，所有連接關(guān)節(jié)均存在運動輸出，其中移動副4的最大位移波幅為4.5 mm，胡克鉸5繞兩軸線轉(zhuǎn)角位移的波動范圍分別為[0°，-0.27°]及[-0.63°，-0.5°]，移動副7的最大位移量為6.5 mm，球副8繞 y2及 z2軸的最大角位移分別為3.2°和2.1°。此外，與連接模式1相比，移動副6的運動幅度減小了2.5 mm，球副8繞 x2軸轉(zhuǎn)角的波動幅度增加了2.6°。

圖24 胡克鉸5的角位移曲線Fig.24 Angle displacement curves of 5-hooke hinge

圖25 膝關(guān)節(jié)屈/伸角位移及角位移偏差曲線Fig.25 Angle displacement and angle displacement deflection curves of knee joint with flex/extention

圖26 移動副6和7的位移曲線Fig.26 Displacement curves of 6 and 7-sliding pair

圖27 球副8的角位移曲線Fig.27 Angle displacement curves of 8-spherical pair

4 討論

由模式1和模式2的仿真結(jié)果可以看出，當外骨骼機構(gòu)與骨骼模型之間無連接位姿偏差時，由于人-機膝關(guān)節(jié)運動屬性的差異，導致骨骼模型與外骨骼機構(gòu)在小腿構(gòu)件之間存在運動位形偏差。當外骨骼機構(gòu)與骨骼模型之間存在連接位姿偏差時，骨骼模型與外骨骼機構(gòu)的大、小腿構(gòu)件之間均出現(xiàn)了運動位形偏差。因此，在采用如圖7所示的三自由度外骨骼機構(gòu)對下肢進行康復訓練且人-機之間為緊致連接時，無論是否存在人-機連接位姿偏差，在康復訓練過程中外骨骼機構(gòu)與人體下肢之間均會發(fā)生運動干涉。通過在人～機連接環(huán)節(jié)中增置連接關(guān)節(jié)4～8后，可以將聯(lián)接環(huán)節(jié)的彈性變形轉(zhuǎn)化為連接關(guān)節(jié)運動，實現(xiàn)人-機之間運動的完全相容。另外，由于人體下肢關(guān)節(jié)的不可視性，人-機之間的連接位姿偏差難以完全避免，所以在外骨骼機構(gòu)中宜保留移動副4、胡克鉸5和移動副7，以解除因連接位姿偏差導致的人-機運動干涉現(xiàn)象。

5 結(jié)論

1)由于人-機關(guān)節(jié)運動屬性的不同以及人-機穿戴位姿偏差難以完全避免，現(xiàn)有三自由度康復訓練外骨骼機構(gòu)與人體下肢緊致連接后形成理論自由度等于零的人-機封閉運動鏈。在下肢康復訓練過程中，人-機連接環(huán)節(jié)中存因彈性變形導致的人-機運動不相容現(xiàn)象。

2)通過在人-機連接環(huán)節(jié)中引入連接關(guān)節(jié)，筆者提出的康復訓練外骨骼機構(gòu)與人體下肢穿戴連接后形成自由度等于3的人-機封閉運動鏈，可以將人-機連接環(huán)節(jié)的彈性變形轉(zhuǎn)化為連接關(guān)節(jié)運動。因此，無論人-機之間是否存在穿戴位姿偏差，均能夠?qū)崿F(xiàn)人-機運動的完全相容。

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