黃軍芬，郭樂意*，曹瑩瑜，薛 龍，張 杰，寧浩強(qiáng)

（1.北京石油化工學(xué)院機(jī)械工程學(xué)院，北京 102617；2.河南翔宇醫(yī)療設(shè)備股份有限公司，河南安陽 456399）

0 引言

腦卒中、脊髓損傷、下肢退行性關(guān)節(jié)疾病等神經(jīng)系統(tǒng)疾病會(huì)導(dǎo)致肢體功能障礙[1]，給患者的日常生活造成巨大的影響。相關(guān)醫(yī)學(xué)研究表明[2]，通過上下肢協(xié)調(diào)的康復(fù)訓(xùn)練能夠有效地幫助患者形成新的神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)通路，從而恢復(fù)運(yùn)動(dòng)功能[3]。神經(jīng)損傷患者在不同康復(fù)階段的康復(fù)訓(xùn)練方式不同。在早期康復(fù)階段，患者肌力一般只有0～2 級(jí)，只能采用康復(fù)機(jī)器人帶動(dòng)患者進(jìn)行上下肢協(xié)調(diào)被動(dòng)的康復(fù)訓(xùn)練方式。在中后期康復(fù)階段，患者肌力達(dá)到2 級(jí)以上，患肢具備一定的自主發(fā)力能力，此時(shí)，需要對(duì)患者的患肢進(jìn)行一定量的抗阻訓(xùn)練，即主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，增強(qiáng)患者的肌力、平衡性以及對(duì)軀干的控制能力[4]。相較于被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練既要求各關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡滿足要求，又要考慮給患肢提供阻抗力矩，以及根據(jù)患肢發(fā)力的外骨骼關(guān)節(jié)的速度調(diào)節(jié)柔順性，因此，針對(duì)主動(dòng)康復(fù)控制方法的研究需要考慮更多因素。鑒于康復(fù)機(jī)器人能夠?yàn)榛颊咛峁┙?jīng)濟(jì)、高效、多樣化的康復(fù)訓(xùn)練[5]，已具有較成熟的理論基礎(chǔ)與技術(shù)支撐[6]，通過康復(fù)機(jī)器人實(shí)現(xiàn)主被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練成為目前的研究熱點(diǎn)。

國內(nèi)外圍繞主被動(dòng)康復(fù)需求開展了大量康復(fù)機(jī)器人控制系統(tǒng)的研究工作。如瑞士蘇黎世聯(lián)邦技術(shù)研究所研發(fā)的步態(tài)康復(fù)機(jī)器人Lokomat[7-8]、瑞士洛桑聯(lián)邦理工學(xué)院研發(fā)的下肢康復(fù)機(jī)器人Motion Maker[9]，其控制系統(tǒng)僅能夠帶動(dòng)患者進(jìn)行下肢被動(dòng)和主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。國內(nèi)東北大學(xué)研發(fā)的下肢協(xié)調(diào)被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人控制系統(tǒng)[10]實(shí)現(xiàn)了基于步態(tài)數(shù)據(jù)庫的下肢協(xié)調(diào)被動(dòng)步行康復(fù)訓(xùn)練控制。美國Nustep 公司研發(fā)了一款上下肢協(xié)調(diào)主被動(dòng)康復(fù)機(jī)器人[11]，其控制系統(tǒng)能夠?qū)崿F(xiàn)坐姿下的上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練控制。國內(nèi)江南大學(xué)[12]、合肥工業(yè)大學(xué)[13]也對(duì)基于坐姿的上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人控制系統(tǒng)開展了有益探索。由此可見，目前外骨骼運(yùn)動(dòng)康復(fù)機(jī)器人控制系統(tǒng)的研究主要圍繞下肢步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練展開，而對(duì)于上下肢協(xié)調(diào)主被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制系統(tǒng)的研究多是針對(duì)坐姿下的康復(fù)訓(xùn)練，上下肢各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度相對(duì)于正常步態(tài)運(yùn)動(dòng)存在差異，在一定程度上限制了康復(fù)效果[14]。

人體在行走過程中，上下肢各關(guān)節(jié)主要在矢狀面上以關(guān)節(jié)橫軸為中心做旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)[15]?？紤]到神經(jīng)損傷患者的運(yùn)動(dòng)局限性，在躺臥姿態(tài)下實(shí)現(xiàn)上下肢關(guān)節(jié)正常步態(tài)運(yùn)動(dòng)的協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練控制，有助于患者恢復(fù)平衡能力以及對(duì)軀干的控制能力。因此，本文基于外骨骼式康復(fù)機(jī)器人實(shí)驗(yàn)平臺(tái)研究躺姿條件下的上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)，使得上下肢關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)角度更加貼合正常步態(tài)運(yùn)動(dòng)。

1 康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)方案設(shè)計(jì)

外骨骼式康復(fù)機(jī)器人實(shí)驗(yàn)平臺(tái)如圖1 所示，包括機(jī)器人本體和上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)兩部分。康復(fù)機(jī)器人實(shí)驗(yàn)平臺(tái)本體機(jī)械結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)符合人體結(jié)構(gòu)特點(diǎn)，對(duì)應(yīng)人體肩、髖、膝等關(guān)節(jié)處安裝直流伺服電動(dòng)機(jī)和扭矩傳感器，能夠帶動(dòng)人體的肩、髖、膝關(guān)節(jié)在矢狀面上進(jìn)行上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練。根據(jù)對(duì)人體上下肢協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)軌跡的分析，設(shè)計(jì)的康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)如圖2 所示。

圖1 外骨骼式康復(fù)機(jī)器人實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

圖2 康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)框圖

康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)由上位機(jī)控制系統(tǒng)，運(yùn)動(dòng)控制器，肩、髖、膝等關(guān)節(jié)的伺服驅(qū)動(dòng)器組和伺服電動(dòng)機(jī)組以及扭矩傳感器等組成。其中扭矩傳感器采用FCT 盤式超薄靜態(tài)扭矩傳感器，運(yùn)動(dòng)控制器選擇禾川的Q1 控制器，伺服驅(qū)動(dòng)器選用Kaiser 伺服驅(qū)動(dòng)器。Q1 控制器能夠通過EtherCAT 總線同步控制多個(gè)伺服驅(qū)動(dòng)器，從而控制多個(gè)直流伺服電動(dòng)機(jī)，實(shí)現(xiàn)多關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)控制。系統(tǒng)硬件配置如圖3 所示。

圖3 康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)硬件配置

2 上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制方法

在中后期康復(fù)階段，康復(fù)訓(xùn)練在引導(dǎo)患者四肢依照步態(tài)數(shù)據(jù)進(jìn)行協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)的基礎(chǔ)上，應(yīng)該能夠給患者的患肢施加阻抗扭矩，實(shí)現(xiàn)患肢帶動(dòng)健肢的上下肢協(xié)調(diào)抗阻訓(xùn)練。

上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制策略是針對(duì)患肢采用耦合閾值控制的導(dǎo)納控制方法實(shí)現(xiàn)滿足柔順性要求的抗阻訓(xùn)練，采用模糊比例-積分-微分（proportional-integral-derivative，PID）控制方法實(shí)現(xiàn)各關(guān)節(jié)基于步態(tài)數(shù)據(jù)的協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)控制。

康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)提供的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練主要包含以下幾個(gè)步驟：根據(jù)康復(fù)醫(yī)師的診斷和建議，判斷患者患肢的肌力，為患者制訂相應(yīng)的處方，并根據(jù)處方在控制系統(tǒng)中為患者設(shè)定阻抗扭矩閾值；計(jì)算出患者的患肢對(duì)應(yīng)關(guān)節(jié)與外骨骼之間的實(shí)際交互扭矩，若交互扭矩達(dá)到設(shè)定的阻抗扭矩閾值，表明患者有明顯運(yùn)動(dòng)意愿，則康復(fù)機(jī)器人依據(jù)步態(tài)數(shù)據(jù)帶動(dòng)患者進(jìn)行上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練，若實(shí)際交互扭矩低于設(shè)定的阻抗扭矩閾值，表明患者不想繼續(xù)康復(fù)訓(xùn)練，則康復(fù)機(jī)器人停止康復(fù)訓(xùn)練過程。

2.1 步態(tài)軌跡數(shù)據(jù)

為了實(shí)現(xiàn)上下肢協(xié)調(diào)的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練[16]，需要以正常人的步態(tài)數(shù)據(jù)為依據(jù)對(duì)康復(fù)機(jī)器人進(jìn)行運(yùn)動(dòng)軌跡規(guī)劃。臨床步態(tài)分析標(biāo)準(zhǔn)步態(tài)數(shù)據(jù)庫[17]提供了正常人髖、膝關(guān)節(jié)在一個(gè)步態(tài)周期下的角度數(shù)據(jù)信息。同時(shí)，根據(jù)人體步態(tài)運(yùn)動(dòng)規(guī)律，肩關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡接近于正弦函數(shù)，步行中的最大伸展角度為20°左右，最大屈曲角度為15°左右。肩、髖、膝關(guān)節(jié)協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)步態(tài)數(shù)據(jù)如圖4 所示。

圖4 肩、髖、膝關(guān)節(jié)協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)步態(tài)數(shù)據(jù)

2.2 結(jié)合模糊PID 控制的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練導(dǎo)納控制方法

在上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過程中，對(duì)于患肢訓(xùn)練的阻抗扭矩、各關(guān)節(jié)在步態(tài)周期的運(yùn)動(dòng)軌跡和運(yùn)動(dòng)的柔順性都有一定要求?？祻?fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)通過圖5 所示的結(jié)合模糊PID 控制的導(dǎo)納控制方法滿足相應(yīng)控制要求。

圖5 結(jié)合模糊PID 控制的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練導(dǎo)納控制示意圖

圖5 中設(shè)定關(guān)節(jié)角度θd即為關(guān)節(jié)步態(tài)數(shù)據(jù)，通過導(dǎo)納控制實(shí)現(xiàn)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度修正，保證主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)過程的柔順性。導(dǎo)納控制中耦合了閾值控制以實(shí)現(xiàn)抗阻訓(xùn)練（阻抗扭矩閾值為Fd），通過模糊PID控制實(shí)現(xiàn)關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡控制。導(dǎo)納控制輸入為人機(jī)交互扭矩Fr，輸出為關(guān)節(jié)角度修正值θf，由于扭矩傳感器采集到的扭矩?cái)?shù)據(jù)融合了康復(fù)機(jī)器人外骨骼自身負(fù)載扭矩，所以要解耦計(jì)算出人機(jī)交互扭矩Fr，F(xiàn)r=F傳-F負(fù)，其中F傳表示康復(fù)機(jī)器人關(guān)節(jié)處的扭矩傳感器所測得的扭矩值，F(xiàn)負(fù)為康復(fù)機(jī)器人外骨骼因自身的重力、位置、速度等產(chǎn)生的自身負(fù)載扭矩。僅當(dāng)Fr≥Fd時(shí)，才能開展患者患肢帶動(dòng)健肢的上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練。模糊PID 控制輸入偏差E=θd-θf-θ，其中θ 為通過康復(fù)機(jī)器人關(guān)節(jié)伺服電動(dòng)機(jī)的編碼器獲取的運(yùn)動(dòng)關(guān)節(jié)實(shí)際角度值。

康復(fù)機(jī)器人外骨骼自身負(fù)載力矩F負(fù)與關(guān)節(jié)的實(shí)時(shí)角度值θ、外骨骼的質(zhì)量、轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等屬性相關(guān)，可通過逆動(dòng)力學(xué)算法計(jì)算獲得。外骨骼逆動(dòng)力學(xué)方程如公式（1）所示：

通過將Fr代入到導(dǎo)納控制模型可獲得康復(fù)機(jī)器人各個(gè)關(guān)節(jié)的角度修正值θf：

式中，M 為慣性系數(shù)；B 為阻尼系數(shù)；K 為剛度系數(shù)；s 為拉普拉斯復(fù)變量。通過合理設(shè)置這些參數(shù)，便可實(shí)現(xiàn)康復(fù)機(jī)器人各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的動(dòng)態(tài)柔順控制。由于肩、髖、膝關(guān)節(jié)的質(zhì)量、質(zhì)心以及運(yùn)動(dòng)軌跡不同，所以導(dǎo)納控制模型的參數(shù)也不同，需要單獨(dú)設(shè)定。

模糊PID 運(yùn)動(dòng)控制方法實(shí)現(xiàn)過程如下：將設(shè)定關(guān)節(jié)角度θd與實(shí)際關(guān)節(jié)角度θ 和角度修正值θf作差獲得角度偏差E，計(jì)算角度偏差E 的變化量EC，將E 與EC通過模糊化、模糊推理和去模糊化獲得PID運(yùn)動(dòng)控制器初始參數(shù)值Kp'、Ki'、Kd'的修正系數(shù)ΔKp、ΔKi、ΔKd，最后通過公式（3）對(duì)PID 運(yùn)動(dòng)控制器進(jìn)行實(shí)時(shí)調(diào)參，獲得新的PID 運(yùn)動(dòng)控制器的參數(shù)Kp、Ki、Kd，實(shí)現(xiàn)對(duì)康復(fù)機(jī)器人運(yùn)動(dòng)軌跡的精確控制。

2.3 上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制方法

上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制方法如圖6 所示，針對(duì)肩、髖、膝各關(guān)節(jié)進(jìn)行主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制，實(shí)現(xiàn)各關(guān)節(jié)的柔順步態(tài)運(yùn)動(dòng)。圖中導(dǎo)納控制器即為圖5 中結(jié)合模糊PID 控制的關(guān)節(jié)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練導(dǎo)納控制，控制器的輸入為圖4 中肩、髖、膝各關(guān)節(jié)的步態(tài)數(shù)據(jù)，輸出控制信號(hào)控制關(guān)節(jié)伺服電動(dòng)機(jī)執(zhí)行步態(tài)軌跡運(yùn)動(dòng)，通過導(dǎo)納控制中耦合閾值控制，輔助控制系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)抗阻訓(xùn)練功能。

圖6 上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練控制方法

3 臨床實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

本研究在某醫(yī)院采用本文設(shè)計(jì)的康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)開展了為時(shí)5 個(gè)月的臨床實(shí)驗(yàn)。針對(duì)肌力達(dá)到2 級(jí)的患者，進(jìn)行患肢帶動(dòng)健肢的上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，根據(jù)患者康復(fù)情況，可以選擇不同的阻抗扭矩閾值進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，每次訓(xùn)練10 min，每周5 次，康復(fù)訓(xùn)練場景如圖7 所示。

圖7 康復(fù)訓(xùn)練場景

3.1 上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)

在上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練中，步態(tài)速度為每秒7%步態(tài)周期，步幅為正常步態(tài)，設(shè)定的阻抗扭矩閾值為3 N·m，采用左肩發(fā)力帶動(dòng)康復(fù)機(jī)器人輔助進(jìn)行上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，并對(duì)設(shè)定參數(shù)下的一個(gè)步態(tài)周期中各個(gè)關(guān)節(jié)的康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)軌跡進(jìn)行分析。

圖8～10 為肩、髖、膝各個(gè)關(guān)節(jié)在一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)的康復(fù)運(yùn)動(dòng)軌跡曲線?？梢钥闯觯鱾€(gè)關(guān)節(jié)能夠按照設(shè)定的步態(tài)軌跡數(shù)據(jù)進(jìn)行上下肢協(xié)調(diào)康復(fù)訓(xùn)練，并且當(dāng)左肩在60%～80%步態(tài)周期內(nèi)施加的交互扭矩絕對(duì)值小于3 N·m 時(shí)[（如圖11（a）所示]，肩、髖、膝各關(guān)節(jié)的康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)過程均停止，之后當(dāng)施加的交互扭矩絕對(duì)值增加到3 N·m 以上時(shí)，康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)過程繼續(xù)，驗(yàn)證了控制系統(tǒng)的上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練功能。

圖8 肩關(guān)節(jié)臨床實(shí)驗(yàn)運(yùn)動(dòng)軌跡與設(shè)定步態(tài)軌跡

圖9 髖關(guān)節(jié)臨床實(shí)驗(yàn)運(yùn)動(dòng)軌跡與設(shè)定步態(tài)軌跡

圖10 膝關(guān)節(jié)臨床實(shí)驗(yàn)運(yùn)動(dòng)軌跡與設(shè)定步態(tài)軌跡

圖11 左肩主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練柔順性分析

對(duì)臨床實(shí)驗(yàn)中左肩關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)軌跡的進(jìn)一步分析（如圖11 所示）表明控制系統(tǒng)具有較好的柔順性。由圖11（c）可見，當(dāng)交互扭矩絕對(duì)值低于3 N·m 時(shí)，左肩關(guān)節(jié)伺服電動(dòng)機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)速度的絕對(duì)值下降有一個(gè)漸變過程，帶動(dòng)患者逐漸停止運(yùn)動(dòng)，避免了電動(dòng)機(jī)驟然停止產(chǎn)生較大的對(duì)抗力矩而對(duì)患者產(chǎn)生的不利影響；當(dāng)后續(xù)交互扭矩絕對(duì)值大于3 N·m 時(shí)，康復(fù)機(jī)器人在識(shí)別患者的運(yùn)動(dòng)意圖后重新啟動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)，此時(shí)運(yùn)動(dòng)速度絕對(duì)值增長較快，表明控制系統(tǒng)具有較高的靈敏度。

取10 組上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過程中肩、髖、膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)進(jìn)行誤差分析，確定各個(gè)關(guān)節(jié)實(shí)際運(yùn)動(dòng)角度與設(shè)定的步態(tài)數(shù)據(jù)間的誤差均值和最大值的絕對(duì)值，詳見表1。從表1 可見，各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度誤差的最大值小于8°。本研究中關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度誤差最大值略低于趙君豪[18]的研究（10°以內(nèi)），略高于李志強(qiáng)等[19]的研究（5°以內(nèi)），但相較于李志強(qiáng)等[19]設(shè)計(jì)的單自由度坐姿下肢康復(fù)機(jī)構(gòu)，本研究實(shí)現(xiàn)了上下肢多關(guān)節(jié)協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練功能。

表1 各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度誤差的均值和最大值 單位：（°）

從上述主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練臨床實(shí)驗(yàn)中各個(gè)關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡及運(yùn)動(dòng)角度誤差分析可以看出，研究的控制系統(tǒng)能夠幫助患者實(shí)現(xiàn)患肢帶動(dòng)健肢的上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，且具有較好的柔順性，能夠有效促進(jìn)神經(jīng)損傷患者的中后期康復(fù)。

3.2 康復(fù)效果分析

對(duì)患者康復(fù)訓(xùn)練前后各項(xiàng)能力進(jìn)行評(píng)分：采用Lovett 評(píng)定標(biāo)準(zhǔn)對(duì)患者進(jìn)行肌力等級(jí)評(píng)定，采用Berg平衡量表（Berg balance scale，BBS）對(duì)患者的平衡能力進(jìn)行評(píng)估，采用Barthel 指數(shù)（Barthel index，BI）評(píng)定量表對(duì)患者的自理能力進(jìn)行等級(jí)評(píng)分?；颊叩腖ovett 分級(jí)、BBS 評(píng)分以及BI 評(píng)分的統(tǒng)計(jì)結(jié)果見表2。由表2 可知，經(jīng)過一段時(shí)間的上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練后，患者的肌力、平衡能力以及自理能力都有了明顯的改善。通過以上患者康復(fù)訓(xùn)練前后的各項(xiàng)評(píng)估，驗(yàn)證了控制系統(tǒng)對(duì)神經(jīng)損傷患者的康復(fù)具有非常好的輔助效果。

表2 患者康復(fù)訓(xùn)練前后Lovett 分級(jí)、BBS 評(píng)分及BI 評(píng)分統(tǒng)計(jì)

4 結(jié)語

本文設(shè)計(jì)了康復(fù)機(jī)器人上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)運(yùn)動(dòng)控制系統(tǒng)，采用結(jié)合模糊PID 控制、閾值控制的導(dǎo)納控制方法實(shí)現(xiàn)了基于步態(tài)數(shù)據(jù)的肩、髖、膝各關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，并且在康復(fù)運(yùn)動(dòng)過程中體現(xiàn)出較好的柔順性。通過臨床實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了康復(fù)訓(xùn)練過程中各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度誤差的最大值小于8°，表明本系統(tǒng)能夠滿足神經(jīng)損傷患者在康復(fù)中后期的訓(xùn)練需求。臨床康復(fù)效果的評(píng)估結(jié)果表明，上下肢協(xié)調(diào)主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練對(duì)患者的肌力、平衡能力以及自理能力都有一定的改善。但設(shè)計(jì)的控制系統(tǒng)依據(jù)的步態(tài)數(shù)據(jù)來自于標(biāo)準(zhǔn)步態(tài)數(shù)據(jù)庫，與患者實(shí)際步態(tài)運(yùn)動(dòng)軌跡可能存在一定差異，下一步需要進(jìn)行更多針對(duì)患者的步態(tài)數(shù)據(jù)分析，以滿足患者的個(gè)性化需求。