机电机器人操作器装置的制作方法

本发明涉及一种机电机器人操作器装置，特别是但绝非排他性地用作用于康复，例如上肢康复的机电机器人操作器装置。

背景技术：

神经损伤后的运动恢复是通过重复目标定向运动的强化治疗来实现的。在过去的20年里，许多机器人设备被设计用于神经功能受损患者的上肢康复[1]。在患者尝试执行运动动作时，此类设备会与患者进行机械交互，从而以结构化的方式帮助或挑战患者，以加速和促进患者的康复。与人类用户交互的特定目的和模式规定了一套理想上肢康复机器人的设计标准，如[2]所述。所需特性组合的主要特点是设备的透明度(这允许用户施加的力影响机器人的运动)、每个患者的安装简便性、较大的工作空间和足够的静态负载。透明度和静态负载能力之间的权衡也受该机构的惯性带宽影响。然而，人们已经认识到，康复训练中所需的动作是低至中等速度的，因此可以在一套其他非常严格(和昂贵)的设计要求中进行权衡。

现有的物理辅助设备通常分为两类：机器人操作器和外骨骼。操作器仅在一个点上与用户互动(通常通过绑在手腕或前臂上的手柄或支撑件)；它们包括诸如mitmanus[3]和mime[4]之类的设备。外骨骼的运动学设计符合肢体骨骼系统的运动学，因此应为每个建模的生理学自由度包括一个匹配的自由度。外骨骼的例子包括armin[5]，armeopower(瑞士的hocoma)和able平台[6]。

但是，现有的操作器不能完全调节患者手臂的姿势，这可能导致无法在患者的运动中考虑到病理协同作用[7]的情况。此外，大多数现有的操作器不允许在锻炼过程中进行非平面运动，这种运动经常发生在日常生活中。

外骨骼设备已用于在康复中产生3d(空间)手臂运动。然而，这以设备的其他方面为代价。现有的外骨骼也难以在机器人的运动学和人类用户之间提供良好的匹配。当设备的运动轴线与用户的运动轴线不完全对齐时，会产生机械约束，阻碍运动。此外，由于患者手臂和身体形状的变化，需要进行更复杂的设置，因为必须为每位患者调整外骨骼的机器人连杆的长度。此外，由于需要适应肢体的外骨骼的系列运动学原理，驱动电机和各种刚性连杆引入的机械惯性通常沿着系列臂分布，从而降低了机器人的动态透明度(允许用户施加力以影响机器人的运动)。由于需要较大的关节扭矩，因此进一步放大了这种情况，从而导致机器人的运动部件中存在明显的电机惯性。通常通过向电机引入高齿轮比来解决此问题，但这会使设备的反向驱动能力做出让步。最后，外骨骼由于其相对复杂的构造而常常具有较高的成本。

另外，在神经损伤的康复中，通常需要重力补偿或(上)肢的减重，因为这种减重在患者的肌肉活动受限时允许运动。也就是说，这些肌肉产生的力不足以在产生肢体加速之前克服重力的影响。利用现有的上肢机器人设备，提供减重的方法相对简单。例如，外骨骼可以逐个关节地施加补偿扭矩，并且二维操作器可以通过其平面设计的性质来减轻重量。用三维机器人操作器进行减重更为复杂，因为在可施加给患者的力与每个关节所需的减重扭矩之间没有直接等价的关系。

技术实现要素：

根据本发明的第一主要方面，提供了一种机电操作器装置，包括：

驱动系统，所述驱动系统包括多个电机；

臂，所述臂能够通过驱动系统驱动并具有三个运动自由度；

绞盘传动装置，所述绞盘传动装置用于将所述驱动系统的驱动力传递到所述臂；

末端执行器，所述末端执行器连接到所述臂，所述末端执行器配置为与用户接合并具有至少三个旋转自由度；和

控制系统，所述控制系统用于控制所述驱动系统，以在选定的方向上向所述末端执行器提供力。

在一个实施方式中，所述绞盘传动装置包括至少一个可通过电机和相应的绞盘轮旋转地驱动的衬套，其中所述衬套配置为通过相关的传动线使与所述衬套相应的绞盘轮旋转。所述传动线或每条传动线可以被固定到各自相关的衬套。所述传动线或每条传动线可通过所述传动线穿过所述衬套的孔来固定。所述传动线或每条传动线可通过紧固装置固定。所述臂的每个自由度都可以有一个衬套。

在一个实施方式中，该装置还包括用于支撑致动机械系统的支撑件。

在某个实施方式中，所述装置配置为与用户的上肢接合。所述装置可以被配置用于上肢的康复。在特定实施方式中，所述装置被配置为使用户康复，或辅助用户进行锻炼或训练。

在一个实施方式中，所述装置可以由所述控制系统控制以抵抗用户的不适当的或不太期望的身体运动，并因此鼓励更合适或期望的身体运动。

所述臂可以是半平行臂。在一个实施方式中，所述末端执行器的每个自由度不被致动。在另一个实施方式中，所述末端执行器的至少一个自由度能够被致动。

在一个实施方式中，所述装置可由所述控制系统控制以向用户施加力以辅助用户的运动。

在某个实施方式中，所述装置可由所述控制系统控制，以补偿用户否则将承受的所述装置的一部分重量(因此提供重力补偿)和/或装置内的摩擦。

在另一实施方式中，所述装置被配置为跟踪所述末端执行器的位置和/或定向，并输出指示所述位置和/或定向的一个或多个信号。所述装置可以包括一个或多个传感器，所述传感器被布置为输出指示所述末端执行器的定向的信号。

在一个实施方式中，所述装置还包括反馈发生器，反馈发生器用于提供指示所述末端执行器的位置和/或定向的反馈。

在一个实施方式中，所述装置被配置为与用户的肢体接合，并且所述装置还包括反馈发生器，反馈发生器用于提供指示所述肢体的位置和/或姿势的反馈。

在一个实施方式中，所述装置被配置为由用户在与另一个物理对象(诸如餐具或陶器)或计算机输入设备(诸如触摸屏)的交互中使用。

根据本发明的第二广泛方面，提供了一种使康复、训练或辅助用户的方法，所述方法包括：

通过控制系统来控制根据第一方面的并且与用户连接的装置，以抵抗用户的不适当的或不太期望的身体运动，以鼓励用户进行更适当或期望的身体运动，或者以辅助用户朝着用户身体运动的目标运动。

所述方法可以进一步包括将用户的上肢的一部分连接到被动末端执行器。

根据本发明的第三广泛方面，提供了一种锻炼方法，所述方法包括：通过控制系统来控制根据第一方面的并且与用户连接的装置，以抵抗用户的不太期望的身体运动，鼓励用户进行更期望的身体运动，或者辅助用户朝着用户身体运动的目标运动。

所述方法可以进一步包括将用户的上肢的一部分连接到被动末端执行器。

根据本发明的第四广泛方面，提供了一种辅助用户与对象交互的方法，所述方法包括：通过控制系统来控制根据第一方面的并且与用户连接的装置，以辅助用户朝着用户身体运动的目标运动。

在一个实施方式中，所述对象是物品(例如餐具或陶器)或计算机输入装置(例如触摸屏)。

根据本发明的第五主要方面，提供了一种用于机电式机器人操作器装置的减重装置，所述减重装置包括：

控制器，被配置为接收输入，所述输入指示肢体的关节角度、肢体的前肢和上肢的质量、前肢和上肢的惯性矩阵以及前肢和上肢的长度；

其中所述控制器被配置为根据以下各项从所述输入确定由所述机电式机器人操作器装置施加到所述肢体的力和力矩：

其中qh是肢体的广义坐标，gh(qh)是与重力引起的肢体关节扭矩相对应的向量，是肢体雅可比行列式(jacobian)的广义逆转置，公式为：

其中mh(qh)是惯性矩阵。

在一个实施方式中，所述控制器被配置为根据以下公式确定所述力和力矩：

所述减重装置可以包括处理器，处理器用于接收位于肢体上的至少三个空间定向传感器的空间定向，并且所述处理器被配置为从中确定肢体的关节角度并将所述关节角度传递给所述控制器。

在另一个实施方式中，指示关节角度的所述输入包括位于肢体上的至少三个空间定向传感器的空间定向，并且所述控制器被配置为据此确定肢体的关节角度。

在一个实施方式中，所述减重装置包括至少三个空间定向传感器。

根据本发明的第六广泛方面，提供了一种根据第一方面的装置，所述装置还包括根据第五广泛方面的减重装置。

根据本发明的第七广泛方面，提供了一种用于机电式操作器装置的机电手柄，所述机电手柄包括：

末端执行器，所述末端执行器可连接到所述操作器装置的臂上，所述末端执行器配置为具有至少三个运动自由度；

其中所述末端执行器包括配置为与用户接合的腕套，所述腕套可绕着与受试者的前肢相一致的轴线旋转，所述受试者的前肢对应于前旋-后旋旋转并且对应于所述运动自由度中的一个。

应该注意的是，所述末端执行器可以被认为是机电手柄。

在一个实施方式中，所述腕套包括外壳和可在所述外壳内旋转的内壳。

在另一个实施方式中，所述机电手柄还包括用于控制所述腕套的角度定向的电机。

在特定实施方式中，所述腕套包括外壳和可在所述外壳内旋转的内壳，并且所述电机是可控制的，以控制所述内壳相对于所述外壳的角度定向。

所述电机可以是可控制的，以停止控制所述腕套的角度定向，从而使前旋-后旋关节自由旋转。

在一些实施方式中，其他两个运动自由度是可锁定的。

所述机电手柄可以包括微控制器，所述微控制器被配置为接收被动臂和所述机电手柄的方向，并从中生成控制命令以控制所述腕套的角位置。

根据本发明的第八主要方面，提供了一种机电式操作器装置，包括：

驱动系统，驱动系统包括多个电机；

臂，臂可通过驱动系统驱动并具有三个运动自由度；

绞盘传动装置，绞盘传动装置用于将所述驱动系统的驱动力传递到所述臂；

末端执行器，末端执行器连接到所述臂，所述末端执行器配置为与用户接合并具有至少三个运动自由度和控制用户的前旋-后旋运动的能力；和

控制系统，控制系统用于控制所述驱动系统，以在选定的方向上向所述末端执行器提供力。

在一个实施方式中，所述末端执行器包括配置为与用户接合的腕套，所述腕套可绕着与受试者的前肢相一致的轴线旋转，所述受试者的前肢对应于前旋-后旋旋转并且对应于所述运动自由度中的一个。

在一个实施方式中，所述腕套包括外壳和可在所述外壳内旋转的内壳。

所述装置可以进一步包括用于控制所述腕套的角度定向的电机。所述腕套可以包括外壳和可在所述外壳内旋转的内壳，并且所述电机是可控制的，以控制所述内壳相对于所述外壳的角度定向。

所述装置可以进一步包括根据第五方面的减重装置。

应当注意，本发明的每个上述方面的任何各种单独的特征，以及包括权利要求书在内的在此描述的实施方式的任何各种单独的特征都可以适当地组合。

附图说明

为了更清楚地确定本发明，现在将参考附图以示例的方式描述实施方式，其中：

图1a和1b分别是根据本发明的一个实施方式的用于上肢康复的机电机器人操作器装置的左视图和右视图；

图1c是图1a和1b所示装置的致动机械系统的后视图；

图2a和2b是图1a和1b所示装置的运动结构的示意图；

图2c是根据图1a和1b所示实施方式构造的原型装置的照片，示出了用户；

图3a和3b分别是针对肢长为0.34m和0.27m的用户的图1a和1b所示装置的系统工作空间以及人体手臂工作空间的俯视图和右视图；

图4是图1a和1b所示装置的软件和电子结构的示意图；

图5a至5e示出了在图2c所示原型装置内执行的运动与在图2c所示原型装置外执行的相同运动之间的度量峰值速度、峰速度时间(ttp)、平滑度、曲率和精度的变化；

图6示出了在图2c所示原型装置中执行时和在areopower(商标)中执行时度量的变化(百分比)的比较；

图7是在矢状面上作为两连杆机构的人体手臂的示意图；

图8a和8b示出了当施加到图7中的点w时，图2c所示原型装置在其末端执行器处所需的重力补偿力的大小，以及该点处所需的垂直力和最大垂直机器人力之间的差异；

图9描绘了上肢模型的数学近似；

图10是根据国际生物力学学会(isb)建议建模的上肢的示意图；

图11a和11b分别绘制了在上肢的矢状(垂直)平面和横向(水平)平面中的多个姿势下的计算力；

图12示出了对于上肢的不同姿势，相对于内/外旋转角度的未补偿扭矩的百分比；

图13是根据本发明实施方式的根据图10所述模型构造的机械臂的视图；

图14显示了图1a和1b所示机电式机器人操作器装置的末端执行器随时间的位置，即装置和手腕之间的接触点的位置；

图15a是根据本发明实施方式的用于实现减重控制策略的控制器的示意图；

图15b是根据本发明的一个实施方式的减重的机器人操作器装置的示意图，其具有上肢和外部传感器；

图16示出了根据本发明实施方式的减重控制策略与考虑人体模型不完整的另一种减重控制策略的比较；

图17a和图17b是根据本发明的实施方式的具有机电手柄的机电机器人操作器装置的视图；

图18a至图18e是根据图17a和图17b所示装置的实施方式的变型的机电手柄的示意图；

图19a描绘了手腕的三个自由度；

图19b示出了前旋-后旋关节及其从后旋到中立到前旋位置的旋转；

图20是根据本发明的实施方式的图17所述装置的机电手柄的版本的微控制器的示意图；

图21示出了根据一个实施方式的衬套及其相关的位置传动线的布置；和

图22示出了衬套、绞盘轮和传动线的布置。

具体实施方式

图1a和1b分别是根据本发明的一个实施方式的用于上肢康复的机电式机器人操作器装置10的左视图和右视图。图1c是装置10的致动机械系统的后视图。

装置10配置为为上肢的康复提供帮助(特别是患有神经性运动障碍，例如由于中风导致的神经性运动障碍的患者)。尽管装置10配置为用于上肢康复，但是应当理解，替代实施方式可以被配置用于其他目的，例如用于其他可动部分(例如，下肢、前肢、后肢、颈部、背部、骨盆)的康复，用于训练目的(例如，在运动或表演艺术中鼓励上肢的正确运动)或用于锻炼。

装置10的优点可以包括以下一项或多项：(1)3d的大工作空间；(2)每个患者安装简便；以及(3)高透明度。对于具有某些手臂运动功能的用户(例如患者)，这种透明性可以使被动的检测和交互方法成为可能，从而允许将装置10用作评估设备并调节锻炼中施加的安全力量。装置10具有例如半平行机构(如下所述)并且提供高反向驱动性。

参照图1a至图1c，装置10具有底座12形式的支撑件(尽管该支撑件可替代地包括例如框架)、臂14(其通常为半平行的被动臂14，如图所示)和末端执行器。在一个实施方式中，末端执行器呈连接到被动臂14的球形腕部单元16的形式。通常，在本文中，应该假定对腕部单元16的引用与对末端执行器的引用的含义相同。装置10还包括呈驱动系统形式的可反向驱动的机械系统18，所述驱动系统包括三个电机20a、20b、20c，这些电机在臂14上赋予三个运动自由度(对应于轴q1、q2、q3)。基座12支撑致动机械系统18。

腕部单元16包括腕套22和一系列至少三个旋转关节(在该实施方式中，提供了四个关节24a、24b、24c、24d)。旋转关节24a、24b、24c、24d形成以用户手腕的预期中心为中心的球形关节机构，并向腕套20(以及因此用户的手腕)提供与各个轴q4、q5、q6、q7相对应的相应运动自由度。在一个实施方式中，腕部单元16不被致动，但是其运动被测量(如下所述)。在另一实施方式中，轴q4、q5、q6、q7中的一个或多个可被致动。在该实施方式中，致动轴q4、q5、q6、q7可以是可配置的，使得作为使用期间的选择，任何或所有致动轴q4、q5、q6、q7实际上未被致动(即，没有致动力应用于轴q4、q5、q6、q7)。

致动机械系统18是机械透明的(或至少基本上透明的)机构，致动机械系统18被设计成在适合于手的运动的例如一种实施方式中至少0.8m×0.8m×1.0m工作空间中操作。透明度可以通过由阻抗控制驱动的可反向驱动机构来实现。

致动机械系统18包括三个旋转关节26a、26b、26c，以促进绕轴q1、q2、q3的旋转。第一关节26a绕垂直轴q1旋转；第二和第三关节26b、26c致动臂14的平行机构(包括梁28a、28b)。为了获得期望的透明度，使用绞盘轮传动机构(如下所述)致动关节26a、26b、26c。另外，关节26a、26b、26c是可反向驱动的。

致动机械系统18包括电动(例如dc)电机20a、20b、20c，电机通常可以直接控制扭矩，并且可以配备旋转编码器以测量电机位置。

带螺纹的绞盘衬套30a、30b、30c分别附接到电机20a、20b、20c的轴上。衬套30a、30b、30c通常带有螺纹，以正确地定位将要分别缠绕在衬套30a、30b、30c(参见图1c)上的传动线32a、32b、32c(如下所述)。

第一绞盘轮34a(绕第一轴q1)实现了传动并采用了减速比。根据其预期旋转的最大程度，第一绞盘轮34a可以配置为完整的圆或轮子的角度子部分。第一轴q1具有竖直的旋转轴，并且将平行机构28a，28b定位在竖直平面中。

第二绞盘轮34b(绕第二轴q2)在设计上类似于第一绞盘轮34a，但是致动平行机构28a、28b的上梁28a。

第三绞盘轮34c(绕第三轴q3)在设计上类似于第一绞盘轮34a，但是致动平行机构28a、28b的下梁28b。

传动线32a、32b、32c用作在绞盘衬套30a、30b、30c与相应的绞盘轮34a、34b、34c之间传动的机构，并且有利地由具有最小延伸性的材料(例如钢)制成。

该实施方式包括侧支架36a、36b，侧支架36a、36b提供支撑结构，该支撑结构支撑主轴38，主轴38又支撑第二和第三绞盘轮34b、34c(并因此限定轴q2)，并且还为第二和第三电机20b、20c和相关的电机电子设备(未显示)提供安装座。期望侧支架36a、36b由铝等轻质材料构造，以最小化惯性。

根据该实施方式，上梁28a是臂14的平行机构的第一主要部件，并且由第二绞盘轮34b驱动。上梁28由轻质但刚性的材料构成以最小化重量，例如铝管。

根据该实施方式，下梁28b是臂14的平行机构的四个主要部件中的第二个，并且由第三绞盘轮34c驱动。下梁28b也由轻质但刚性的材料制成，以最小化重量，例如铝管。

远侧梁40可枢转地连接至上梁和下梁28a、28b，并且在远侧梁40远端处连接至腕部单元16。根据该实施方式，远侧梁40是臂14的平行机构的四个主要部件中的第三个，并且由轻质但刚性的材料制成以最小化重量，例如铝管。

根据该实施方式，被动关节42a、42b、42c是臂14的平行机构的四个主要部件中的第四个主要部件；被动关节42a、42b有利于远侧梁40相对于上梁28a和下梁28b枢转；被动关节42c将下梁28b连接到第三绞盘轮34c，并且促进下梁28b相对于第三绞盘轮34c枢转；通常未测量的被动关节42a、42b、42c包括双列滚珠轴承。

每个绞盘轮34a、34b、34c的减速比由其直径与其相应的绞盘轮衬套30a、30b、30c的直径之比(在10∶1至30∶1的范围内)限定。绞盘轮34a、34b、34c由适当的刚性材料制成，并且优选地由轻质材料制成以限制其惯性(例如，pvc等硬塑料材料或铝)。

根据一个实施方式，腕部单元16包括可附接到用户的腕部或前臂的被动球形关节。关节24a、24b、24c、24d的布置允许沿任何方向旋转，同时将手腕中心的位置或等效物保持在大致相同的位置。在该实施方式中，用户的手腕或前臂通过腕套22或夹板或其他合适的结构附接到腕部单元16，这允许手保持自由，从而允许患者在康复锻炼过程中直接与物体互动，包括诸如日常物体(例如餐具、杯子、笔)之类的物体，或(出于虚拟康复的目的)通过物理计算机界面(如触摸屏、键盘或鼠标)互动。

根据另一个实施方式，一个关节24a、24b、24c、24d(例如，对应于轴q6的关节)是被致动的关节，并且可以被释放或被控制，从而允许将用户的手保持在功能姿势(例如，用于抓握任务)，而其余关节24(分别对应于轴q4和q5)保持未致动状态。该未致动的球形关节意味着用户的手臂的总体姿势没有受到物理调节。当临床医生鼓励(用户)主动和有意识地参与纠正运动姿势时，这可能是一个优势，身体上的约束会增加受伤的风险。

球形关节配备有电位计(未显示)，以允许测量手腕的角度旋转，但在此实施方式中未致动，因此用户可以自由旋转手腕的方向。由旋转关节24a、24b、24c、24d实现的球形关节具有在关节的中心(例如，夹板的中心)相交的旋转轴q4、q5、q6、q7。

尽管在该图中未示出，但是装置10还包括控制系统，该控制系统用于控制被致动的机械系统18以沿选定方向向腕部单元16施加力。

图2a和2b是装置10的运动学结构50的左示意图，并且大致对应于图1a的视图。为了清楚起见，图2b省略了腕部单元16，并且示出了处于两个不同定向(以14和14′示出)的被动臂14。图2c是根据该实施方式构造的具有用户62的原型装置60的照片：相似的附图标记用于指示相似的特征。

机械设计：运动学

根据一个实施方式，腕部单元16在其运动中具有六个自由度(dof)。其中，前三个自由度(轴q1至q3)被致动。这些自由度与致动的机械系统18相关联，并且用于腕部单元16的平移。第一轴q1对应于绕垂直轴的旋转。第二轴q2和第三轴q3致动臂14的平行机构的四连杆机构布置，其对应于在垂直平面中的运动，如由第一轴q1所定位的(参见图2a和2b)。这允许大多数电机惯性位于装置10的底座12处，从而减小了机器人的有效运动惯性。应当理解，为了便于描述，在本文中使用术语“垂直”；更一般地，垂直轴可以根据需要对应于任何合适的轴。

用户的手腕通过腕套22或夹板连接到装置10。通常，手腕的中心对应于被动关节的末端执行器点和旋转中心(可能与[10]中提出的相似)。球形关节和夹板的设计通常使用户的手保持自由；这有利于与物理对象的直接交互，因为环境在有效的康复练习中很重要[11]。在一个实施方式中，装置10包括电位计(如下所述)，电位计用于测量被动关节q4至q7的旋转，从而提供指示患者的前臂姿势(即，腕部位置和前臂定向)的信号。该未致动的球形关节意味着用户的手臂的总体姿势没有受到物理调节。这可能是有利的，因为临床医生通常鼓励(用户)主动和有意识地参与运动姿势的纠正，而身体上的约束会增加受伤的风险。

在一个实施方式中，如上所述，选择由梁28a、28b、40提供的连杆的长度以允许进入0.8m×0.8m×1m的工作空间，其覆盖了人类腕部工作空间的大部分。图3a和3b分别是针对肢长为0.34m和0.27m[12]的用户的装置10的系统工作空间70和人体手臂工作空间72的俯视图和右视图。点(o)和(s)分别表示机器人原点和用户肩膀位置。在图3b的前视图上示出了装置10的一种极端配置74。值得注意的是，系统工作空间70包括人体手臂工作空间72的大部分。

机械设计：致动与传动

在一个实施方式中，三个致动轴各自直接由直流电动机(不带减速机)通过绞盘轮传动装置驱动。绞盘轮装置通过调节绞盘轮和安装在电机轴上的衬套的尺寸来提供23：1的齿轮比。有利地，装置10可以在保持反向驱动性的同时实现相对较高的扭矩能力。

衬套可以在衬套的外表面上具有螺纹，以使绞盘线位于螺纹的凹槽中。与齿轮传动或皮带驱动的选择相比，这有利地具有较低的摩擦，因为在运动中没有摩擦分量。平行结构以及电机的后续位置进一步降低了装置的惯性，并允许使用大功率(和重型)电机。最后，优选的是，构成半平行被动臂14的运动臂由轻质的中空铝管构成。

图21示出了根据一个实施方式的绞盘传动机构的特征。示出了与第一关节23a相关联的衬套30a。与该衬套30a相关联的传动线32a被固定到衬套上。在所示的实施方式中，传动线32a穿过衬套30a中的孔33a(例如，穿过衬套的中心轴线)。通孔33a优选地延伸穿过(或基本接近)衬套30a的中心轴线。替代地或另外地，可以使用紧固装置，例如通过使用平头螺钉(未示出)将传动线32a固定地固定到衬套30a。该实施方式的优点可以是减少或消除在绞盘传动机构的操作过程中传动线32a的打滑。另一个优点是，在传动线32a和衬套30a之间的接触区域较小的情况下，可以减少或消除打滑。通常，根据该实施方式，衬套30a、30b、30c中的任何一个或多个，并且优选地，所有衬套30a、30b、30c，可以使其相关的传动线32a、32b、32c如所述那样牢固地固定。

图22示出了根据一个实施方式的绞盘传动机构的特征。示出了与第一关节23a相关联的衬套30a和绞盘轮34a。根据该实施方式，位置传动线32a的端部在固定点35a、35b处牢固地固定至第一绞盘轮34a。

在一个实施方式中，每个轴q1至q3由86bl71无刷电动机(fullingmotor)驱动，其额定扭矩为0.7nm，峰值扭矩为2.1nm，由copley503驱动。每个绞盘的减速比为300/13＝23，导致对应于每个关节26a、26b、26c的峰值输出扭矩为48.5nm。该实施方式在其可用工作空间中提供了腕部单元16的平均最大力，该力在水平面上为48n，在垂直面上为38n。在其他实施方式中，可以通过调整电机或绞盘轮布置的尺寸来调节平均最大力。然而，该实施方式的布置足以支撑80公斤用户的手臂(如下所述)。

在另一个实施方式中，每个轴q1至q3由86bl98无刷电动机(fullingmotor)驱动，其额定扭矩为1.4nm，峰值扭矩为4.2nm，由cpp-a12v80驱动。每个绞盘的减速比为300/13＝23，导致对应于每个关节26a、26b、26c的峰值输出扭矩为96.6nm。该实施方式在其可用工作空间中提供了腕部单元16的平均最大力，该力在水平面上为90n，在垂直面上为76n。在其他实施方式中，可以通过调整电机或绞盘轮布置的尺寸来调节平均最大力。然而，该实施方式的布置足以支撑140公斤用户的手臂(如下所述)。

电气，电子和软件设计

在一个实施方式中，装置10利用compactrio或sbrio实时嵌入式工业控制器(美国国家仪器公司)，其包括运行实时(rt)linux的微处理器以及通过现场可编程门阵列(fpga)连接的输入/输出通道。该控制器通过以太网连接到运行用户界面软件的主机计算设备。模拟输出(ao)用于命令电机驱动器。装置10在每个电机轴上都装有增量编码器；这些增量编码器通过高速数字输入(di)连接。每个轴q1-q7还配有电位计，可对连接到模拟输入(ai)的6个轴中的每个轴进行绝对角度测量。

软件采用分层设计，高优先级的时间关键型进程运行在更快、确定的硬件和确定的软件线程上，低优先级的任务作为非rt软件运行在主机上。这种布置在图4中的80处表示。具体来说，软件限制(角度、速度和扭矩限制)、开环(前馈)重力和摩擦补偿[13]和阻抗控制器[14]在fpga上以10khz运行，而更高级别的控制器(包括路径和轨迹规划器)在rt控制器上以1khz运行。运行windows操作系统(microsoft，usa)的个人计算机用作用户界面的主机pc。软件是用labview(商标)编写的。

示例

i、透明度评估

机器人设备在神经康复中的作用是在用户尝试完成运动时向用户施加力，以鼓励使用某些运动或肌肉激活模式。原型装置60被构造成在机械上尽可能透明，以最小化意外力的施加，以免这种意外力在用户中促进意外的运动方式。

评估透明度的已知方法涉及使用力和扭矩传感器来测量在执行给定运动时施加在末端执行器上的力。在这种情况下，(力和扭矩)的大小越小越好。可替代地，在上肢康复的背景下，还可以通过让人类用户在附着或不附着于康复机器人的同时执行伸展动作来评估透明度。然后可以比较这两个条件下的运动轨迹。在理想情况下，用于相同预期运动的轨迹将是相同的，即，装置10不影响用户的运动。先前对现有康复设备的类似研究强调了运动方式可能会发生多大的变化[15]、[16]、[17]。在此，采用后一种方法来评估原型装置60的透明度。

a、实验方法

提供同意书后，有五名健康用户参与了该实验。然后使用与[16]的作者所用协议类似的协议。要求用户在两种情况下到达虚拟目标：在原型装置60中和在原型装置60之外。将磁传感器(3dguidancetrakstar，ascensioncorp)连接到用户的肘部和腕部。将手腕的位置映射到虚拟光标，并要求用户从固定的起始位置(在与肩膀成一直线的矢状平面中，肘部弯曲约45度)到达六个目标的一个目标-直接向前、向左和向右，以及在垂直高度上的相同动作。要求用户在一秒钟内达到每个目标。

测试了两个条件：

(1)用户完全自由移动，没有以任何方式连接到原型装置60，仅附接了磁传感器(“自由”)；和

(2)用户使用腕部夹板(“机器人”)连接到原型装置60，其中原型装置60设置为其透明模式(即，补偿其自身的重量和摩擦力)。

在这两种情况下，每个用户都达到了每个目标10次。呈现条件的顺序在用户之间是随机的。

如[16]中所述，仅使用五个度量标准来测量原型装置60对用户表现的影响，具体取决于腕部位置：(1)峰值速度：最大速度(如在真实世界坐标中计算的，使用近似于位置数据的一阶欧拉)；(2)峰值速度时间：相对于运动开始的峰值速度时间；(3)平滑度：光谱弧长(sal)平滑度，定义见[18]；

(4)曲率：测量为伸展轨迹距离连接起始位置和最终位置的直线(t＝1s)的积分；以及(5)精度：定义为在t＝1s时，虚拟坐标中光标到目标的最短距离。

选择这些指标是因为它们与康复相关[19]。通过两种方式评估度量。首先，使用wilcoxon签名等级测试来比较“自由”和“机器人”条件下的运动。其次，将本文提供的用于原型装置60的数据与先前工作中提供的用于使用armeopower(瑞士hocoma)的数据[16]进行比较。

b、实验结果

图5a至5e通过比较在原型装置60内执行的运动和在原型装置60外执行相同运动时在两个伸展条件下执行的运动之间的度量，分别说明了度量峰值速度、峰值速度时间(ttp)、平滑度、曲率和精度的变化。值得注意的是，在原型装置60内执行动作确实影响由这些度量所示的运动模式的显著差异。“***”表示概率p<0.001的显著差异。

图6图示了armeopower和原型装置60从“机器人”到“自由”的百分比变化，其中包括峰值速度(ps)、ttp、平滑度(s)、曲率(c)和精度(a)的度量。可以看出，除了曲率之外，原型装置60在所有度量中对度量的影响都较小，这表明原型装置60为康复提供了更加机械透明的环境。

发现在原型装置60内进行的运动与在其外部进行的运动不同。但是，这些变化相对较小，峰值速度、达到峰值速度的时间、平滑度和曲率的影响不到15％。精度受到的影响更大，降低了50％。但是，绝对变化的量级为3mm。对这些度量的有限影响表明，尽管用户意识到附接到原型装置60，但是其影响很小。尽管如此，这些变化并不是由力直接造成的；用户可能会以某种方式适应交互作用力，和/或由于环境的变化而略微改变了他们的移动方式。无论如何，这些小的影响表明相互作用力是最小的；至少，用户能够轻松克服这些力以“纠正”改变。

还与市售的康复(主动)外骨骼armeopower进行了比较。在该比较中，可以看出由原型装置60引入的度量的变化比armeopower低2-4倍。有许多原因。首先，armeopower是一个完整的外骨骼，因此在多个点处附着到手臂上。这提供了可以在用户身上施加力的附加位置，从而导致运动模式的改变。其次，armeopower的串联结构自然会导致系统更重，因此必须补偿更大的惯性，尤其是在此处考虑的相对较快的运动中。原型装置60的大部分质量位于其底部，因此在手臂移动时要移动的质量较小，从而再次减小了施加到用户手臂上的力。

因此，研究表明，与在自由伸展条件下进行的动作相比，使用原型装置60时的动作会受到影响，但是与基于外骨骼的康复机器人设备(在这种情况下，由armeopower代表)相比，原型装置60的设计所产生的效果要小得多，从而可以与用户进行更精细的互动，并具有更大的检测运动或对运动做出反应的能力。

ii、重力补偿

康复机器人中一个已知且有用的功能是能够“减轻”手臂的重量[20]，从而使运动的力阈值较低，也就是说，在手臂加速之前，肌肉不需要先克服手臂的重量。

a、3d操作器特定问题

装置10的结构影响必须如何实现重力补偿。例如，水平平面操作不需要主动重力补偿-装置本身的结构限制了垂直方向上的移动。另一方面，外骨骼需要主动补偿。可以通过估计每个手臂部分(上臂、前臂、手)的质量，并使用每个机器人关节处的扭矩补偿相关的重力来实现这种补偿。

按照设计，三维操作器仅在患者手臂的一点上提供定向力。结果，用于重力补偿的方法涉及在这一点上计算并施加力，以取消肩部抵消手臂重量所需的扭矩。

在此分析中，将手臂建模为固定的两连杆机构：上臂和前臂，其长度分别为lua和lfa。假定每个连杆为点质量，沿该链接在点u和f处居中，分别表示为mua和mfa。图7是在矢状面中作为两连杆机构的人手臂的示意图。w代表手腕的位置，是支撑手臂重量所需的肩部扭矩，而机器人施加的“等效”力。

支撑重量所需的肩部扭矩可表示为：

注意，所需的肩部扭矩是可变的，并且取决于手臂的姿势。因此，为了计算适当的重力补偿力，系统需要测量该姿势，而不仅仅是前臂姿势。这可以使用外部传感器(例如imu、rgbd摄像机或磁传感器，例如第iii节中的实验中使用的传感器)以多种方式实现。

b、建议的重力补偿

为了使3d操作器补偿肩部扭矩τsg，必须在末端执行器点(即手腕中心w)施加的等效力必须满足：

最小范数的解由下式给出：

该理论分析表明，重力补偿力的大小和方向取决于手臂参数(长度和质量)和姿势。图8a示出了当施加到图7中的点w时，装置10在其末端执行器处所需的重力补偿力的大小，作为对于手臂参数(lua＝0.34m，lfa＝0.27m，mua＝mfa＝2.2kg，相当于平均80公斤成年人的手臂质量)，当手腕在与肩部成一直线的矢状面中运动时，此等效力如何变化的示例。在图8a和8b中，圆圈代表肩点。

对于这些参数，即使在这个受限的工作空间中，所需的重力补偿力也在0n到38n的范围内，这表明在提供重力补偿时必须考虑人手臂的姿势。图8b示出了所需的垂直力与最大垂直机器人力之间的差。图8b表示当前原型的能力足以产生此力。鉴于已知的上肢姿势，因此，所提出的解决方案提出了一种为3d操作器(例如装置10)提供手臂重力补偿的方法。

然而，根据另一个实施方式，提供了一种用于上肢康复的机电机器人操作器装置(与装置10相比)，其具有替代的减重机构。感兴趣的系统可以表征为包括两个组件：(1)提供减重力的机器人装置，以及(2)要补偿其重量和动力的上肢。这两个组件通过将上肢绑在机器人装置的末端执行器(参见腕部单元16)上进行连接。在下面的讨论中，描述了所考虑的机器人装置的类型，构建了人体模型，并提出了“减重”的定义。

a、机器人装置

本文中考虑的机器人装置是基于三维末端执行器的装置，通常被称为操作器，并且与图1a和1b的装置10相当。这种装置(与外骨骼相反)的特征在于它在单个位置连接到人的手臂，并允许在三维空间中移动。通过阻抗或导纳控制，通过本发明的该方面的机器人控制策略可将施加到人手臂的力fr和力矩mr视为可调节的。在可以施加所有方向的力和力矩的情况下，它们的尺寸分别为和但是不能假定所考虑的所有装置都具有此属性。

图1a和1b的操作器装置10是这种系统的示例，具有3个致动度，能够仅在接触位置处产生平移力。它允许前臂以6个自由度运动；定向自由度(其余3个关节)不会被驱动，而是配备了角位移传感器。因此，下面的描述将装置10识别为机器人装置，在该实施方式中，该机器人装置另外设置有减重机构。

b、手臂模型

人体手臂被建模为两连杆串联序列(球形-旋转)机构。它由肩关节和旋转肘关节组成，肩关节建模为球形关节(3dof，所有三个旋转轴具有公共交点)。因此，两个刚性连杆分别由上肢(在本例中为上臂)和前肢(在本例中为前臂)以及相关的质量mua和mfa组成。

与图7相似，图9以两连杆模型的形式描绘了上肢模型的数学近似，其中在肩部s处有球形关节，在肘部e处有旋转关节。上肢(例如上臂)和前肢(例如前臂)分别由长度为lua，lfa和质量为mua，mfa的两个连杆(视为位于肢体中点处)近似。假设在惯性空间中已知肩s的位置，从而可以对其位置进行准静态更新。不考虑腕关节，因为假定装置10连接到受试者的前臂末端。在数学上，肩关节和肘关节是根据国际生物力学学会(isb)的建议建模的[28]；图10表示以这种方式建模的上肢，在肩部具有三个旋转关节q1、q2、q3，在肘部具有一个旋转关节q4。尽管该模型不能完全表示上肢的所有可能的自由度，但它可以对上肢中最大运动范围的自由度进行建模，从而为本发明的这一方面提供了合适的模型。

根据该模型，人体手臂的运动方程可写为：

其中qh，和是上肢的广义坐标及其衍生物，而是受试者(通过激活其肌肉)产生的关节扭矩；是惯性矩阵，是coriolis和离心矩阵，gh(qh)是与重力项相对应的向量。在此工作中使用的模型中，n＝4。应注意，这些方程式用下标h(表示人类，在此示例中为动物)描述，以将这些变量与归因于机器人装置的变量区分开。

c、减重

当将装置10与上肢模型组合时，所产生的末端执行力(fr)和力矩(mr)在点c处施加到上肢。这为装置10的动力学提供了附加力，该附加力可以通过机器人控制策略来调节。结果，将动力学修改为：

其中rr(fr，mr)描述了机器人的力量和力矩对上肢的影响。

上肢减重使用机械力fr和力矩mr来补偿重力gh(qh)的影响，因此在肩关节和肘关节处需要零扭矩以保持给定的上肢姿势。可能会部分减重，并导致肩关节和肘关节残留一些扭矩。注意，所需扭矩的这种减小类似于减小补偿该重量所需的肌肉力的量。

iii、减重控制策略

在本部分中，针对关节扭矩指令的3d操纵器的通用类别，提出了一种减重控制策略，能够产生指令末端执行器扳手。这在使用jacobian矩阵(与上肢有关)时提出了一个独特的问题定义。该问题需要识别末端执行器力(现在被认为是致动力)，以在关节处产生所需的扭矩(为零)。这与普通的机器人jacobian相反，后者将致动关节空间与在末端执行器空间定义的任务相关联。

a、一般情况6自由度机器人机构

为了补偿由于重力gh(qh)而引起的上肢关节扭矩，机器人操作器在接触位置提供了适当的力(fr)和力矩(mr)。

根据等式(2)，可以说：

rr(fr,mr)＝gh(qh),(3)

这是装置10需要产生的末端执行器力和力矩。

然后可以从上肢模型中计算出该力和力矩为：

其中是人类手臂雅jacobian矩阵的广义逆转置，并由以下公式给出(请参见[29])：

上肢jacobian矩阵的尺寸为6×4，其中6是末端执行器空间的尺寸，而4是模型中考虑的上肢关节的数量。应当注意，从上肢的角度来看，末端执行器是被致动的，而上肢的关节空间是被调节的运动。结果，该系统是冗余的。

还应注意，上面的广义逆是动态一致逆，并且考虑了任务空间惯性矩阵的影响，该任务空间惯性矩阵的作用是由于投射到装置10的零位空间中的任何扭矩而导致末端执行器的加速度为零。这提供了一种通用方法，可在力和力矩均得到完全致动的情况下，对任何基于末端执行器的装置进行减重。在这种情况下，jacobian行列式在奇异点以外的位置上都是全秩的，因此可以完全补偿g(qh)的影响。这对于其他基于关节的控制策略的应用也有影响，这些策略也可以在这种基于末端执行器的装置中实现。

这一结果表明，基于3d末端执行器的机器人装置可以基本上完全补偿重力对受试者上肢动力学的影响，从而为这种功能提供了一种在机械设计上比外骨骼可以不那么复杂的装置。

b、在欠驱动机器人装置上：应用于装置10的示例

为了简化用于上肢康复的机器人机构，现在考虑将减重策略应用于欠驱动的机器人，例如装置10。装置10具有3个致动度，能够调节末端执行器的平移自由度。球形关节放置在末端执行器(腕部单元16)上，该末端执行器装有角位移传感器。

在这种情况下，jacobian矩阵被重写为仅考虑末端执行器的平移力分量(作为致动)，同时仍调节上肢模型中考虑的4个关节。因此，装置10为了减重而必须产生的末端执行器力为：

上肢减重的这种方法会导致上肢姿势的作用力发生变化。其次，在具有4个广义坐标的系统上仅使用三个可控制的力会导致驱动不足-并非所有的重力影响都可以得到完全补偿。

在整个工作空间的第一个变化点上，可以从等式(6)中看出，力既取决于重力g(qh)的影响，又取决jacobianjh(qh)的影响，两者均取决于受试者qh的姿势。这样的结果是整个工作空间上所需力的大小和方向都发生了变化。在图11a和11b中可以看到这种情况的可视化，其在矢状(垂直)平面和横向(水平)平面中的多个姿势中绘制了计算出的力。在每种姿势下，力都会发生变化，需要更大的力才能获得更多的肘部伸展和更多的肩部抬高。但是，应注意的是，幅度和方向不会随与肩s的仰角相关的横向平面的变化而显著变化。

其次，所考虑的系统是不完全驱动的：只能在三个方向上控制力，但上肢建模为具有四个关节因此，并非始终都能完全补偿重力矢量gh(qh)的所有分量。

通过将驱动力的作用投射回人体关节空间(即广义坐标)，可以确定将当前的减重方法应用于仅控制末端执行器而不是力矩的操作器装置的结果：

结果，未由权重算法补偿的重力项的分量可以表示为：

其中i4是4×4单位矩阵。

该表达式的数值计算表明，当在接触位置没有力矩可用时，肘关节e处的减重扭矩得到了充分补偿，但肩部扭矩的某些分量未得到补偿。这可以在图12中看到，该图显示了针对上肢不同姿势(即，围绕q3)的未补偿扭矩相对于内/外旋转角度的百分比。可以观察到这些未补偿的扭矩为：(1)当肩膀的内/外旋转角度为0度(即肘部直接向下)时为零(完全补偿)；(2)否则取决于完整的手臂姿势，包括肘部伸展(即不能仅在肩部框架中表达)。

未补偿的扭矩位于手臂的动态零位空间中，这意味着这些扭矩不影响手的任何线性加速度。要注意的是，该零空间不同于沿旋转角度轴放置的手臂的运动零空间(在[30]中定义并用于人与骨骼之间的相互作用分析)(在下文进一步讨论)。

iv、能力证明

装置10的示例用作实现减重控制器的实验平台。此处展示的实验和实验平台提供了该平台和控制策略功能的演示。

a、装置

根据图10中标识的模型构造机械臂，并在图13中的90处显示机械臂，以及在这些实验中使用的装置10的示例的末端执行器92。机械臂90包括两个通过旋转关节98彼此连接的连杆94、96；旋转关节98包括滚珠轴承，并表示肘部e。臂90的近端100通过球形关节(在此示例中为igus^tm球形轴承)连接到固定框架102(未显示)，表示肩部s，远端104连接到装置10的末端执行器92。重量m1＝1kg和m2＝1kg分别固定在每个连杆94、96的中心。

磁传感器(trakstar，ascensiontechnologies)用于测量连杆94、96的定向；定向用于实时(在30hz下)计算机械臂qh的姿势。这些结果与模型的估计结合使用，根据等式(6)计算所需的机器人力。

b、程序

该设备用于执行验证实验，并演示了此应用中减重控制策略的可行性。

在该实验中，装置10将末端执行器92移动到位置控制中工作空间内的四个不同位置。这些位置受到臂90的运动范围的限制，但选择的位置应使其代表尽可能宽的范围。到达每个位置后，控制就会切换到减重策略。至此，记录了系统的响应。

c、结果

图14显示了装置10的末端执行器92随时间的位置，即装置10与臂90的腕部点c之间的接触点的位置。可以看出，该系统能够使每个臂90稳定它被移动到的姿势。当系统从位置控制切换到重力补偿时，可以在某些姿势下观察到漂移。考虑到所提出的策略仅依赖于开环控制，并且机械臂和机器人装置都是高度可反向驱动的，因此这并不奇怪。因此，漂移可以通过模型和实际机械臂90之间的差异以及姿势测量中的误差来解释。然而，这种漂移可以忽略不计，特别是对于康复应用而言，在这种情况下，即使是被动的人手臂也由于关节处的肌肉、韧带和肌腱而无法向后驱动。

图15a是根据本发明的该方面的用于实现减重控制策略的控制器110的示意图。参照图15a，控制器110为实时控制器的形式，控制器110接收上肢参数，该上肢参数指定上肢的动态特性，包括每段的质量、惯性和长度，以及定义空间中上肢的表示的上肢姿势参数。控制器110根据方程(6)输出力和力矩参数[f,m]，该力和力矩参数是装置10(或其他类似的机器人系统)在接触点处施加的力和力矩，以补偿上肢的重量，从而减轻上肢的重量。

图15b是根据本发明的该方面的减重的机器人操作器装置120的示意图，示出了上肢122将被减重。在上述实验中使用的装置120包括控制器110(参见图15a)、操作器装置124(参见装置10)、分别在空间中输出其绝对方向的三个3自由度传感器sa、sb、sc(连接到上肢122)，和处理器126，处理器接收传感器sa、sb、sc的输出，并向控制器110输出指定上肢112的关节角度的θ1、θ2、θ3、θ4。θ1、θ2、θ3、θ4分别是肩部抬高平面、肩部抬高、肩部内/外旋转和肘部屈伸。

控制器110还具有前肢(例如前臂)质量和上肢(例如上臂)的质量mua，mfa，前肢和上肢的惯性矩阵iua，ifa以及前肢和上肢的长度lua和lfa。控制器110根据等式(6)从这些输入确定装置124要施加的力和力矩[f，m]。

其他装置和临床应用

减重通常用于神经功能障碍患者的康复；代替装置，治疗师经常手动执行此操作，并且存在被动装置，这些装置被设计为仅提供减重支持，例如armeospringtm(瑞士的hocoma)和saebomastm(美国的saebo)。可以对此类装置进行机械调整，以提供不同级别的支持，但无法赋予或实施其他控制策略。

某些现有的活动机械手装置还提供了一些减重功能。二维操作器通过其平面设计提供了减重功能，但是仅在有限的工作空间中提供了部分减重功能。外骨骼在减重和控制策略方面提供了最大的灵活性，但在临床环境中可能很难设置和使用。本结果表明，适当设计的基于末端执行器的装置可提供与外骨骼等效的减重支持。可以设想，将这些发现扩展到主要在基于外骨骼的机器人装置中实现的其他控制策略(如[21]，[31]中讨论的策略)，应该允许在更简单的平台上开发更先进、更有效的策略，从而加快其向临床实践的转化。

但是，仍然存在其他方面的装置支撑问题；例如，此处提供的分析仅针对每个位置所需的关节扭矩，而没有考虑相互作用力(假设肩关节和肘关节分别是理想的球形关节和旋转关节)。实际上，生理关节是由韧带和肌肉连接的，但韧带和肌肉并不总是反映理想的表现形式，特别是由于诸如半脱位等情况，对于中风患者而言。可以构造进一步的分析以对此进行估计。

一种减重控制策略在[26]中提出。在这项工作中，实施的减重策略假设手臂的模型不同-刚性肘部的模型。因此，关于肘部的扭矩没有得到补偿。[26]中详细介绍的减重控制策略与本文提出的一种比较方法，在图16中分别以虚线和实线箭头表示。可以看出，两者之间存在显著差异：简化解决方案(虚线箭头)提出的力的大小小于拟议解决方案(实线箭头)的力；简化解决方案具有始终与肩部和接触位置之间的向量正交的力。拟议解决方案包括与简化解决方案相同大小和相同方向的力分量，但还包括正交分量，该分量解决了现在将肘部视为关节的事实。这样可以向外“拉”肘关节，使其不会因重力作用而弯曲。尽管在先前的工作中没有提出任何硬件实现[26]，但很明显，这种实现并不能完全消除肘关节周围的重力影响。

局限性和实际考虑

未补偿的扭矩：如上所述，系统的不完全驱动特性导致重力扭矩无法补偿。然而，这些扭矩在手臂的动态零位空间中的重要性不大，因为它们不会对接触点以及受试者的手的任何线性加速度产生影响。此外，总的肘关节扭矩得到补偿，这似乎适用于上肢康复应用，因为患者通常表现出重要的肘关节活动受限，通常通过肩部和躯干运动来补偿[32]。

仅使用受力控制的装置无法从物理上阻止患者以这种不自然的协同作用移动。结果，如果治疗的目的是阻止这种协同作用，则需要减少这种协同作用的另一种方法，如[33]中所提出的。要注意的是，这并不一定是不利的：从物理上阻止运动并不能阻止肌肉激活模式，但是会抑制其影响，从一开始就阻止激活模式可能适得其反。

测量要求：在将这项工作应用于实践中的第二个限制是要求知道jacobianjh(qh)和重力矢量g(qh)。这需要了解患者的身体特征以及实时测量其姿势。但是，应注意的是，由于使人处于回路中，因此固有的物理阻尼对此类知识的误差和噪声具有相对较强的抵抗力。可以通过各种传感器来实现测量，包括机器人装置上的传感器，本工作中使用的磁传感器或基于惯性测量单元(imu)的传感器。

根据本发明的另一方面，提供了一种机电手柄形式的末端执行器，该末端执行器可以与基于3d末端执行器的手臂康复装置(例如装置10或装置120)一起使用。这种机电手柄的特性就是适合用作此类装置的组成部分：当将人类受试者绑在3d操作器装置中时，手将保持自由状态(因此可以抓握)并且可以在各个方向上旋转，从而使前臂方向不受限制。例如，在康复应用中，理想情况是即使受试者不能主动控制他/她的手前旋-后旋，受试者也可以以“功能抓握姿势”用手进行康复运动。当锻炼涉及现实世界的动作并可能影响康复效果时，这一点尤其重要。此外，应为受试者提供整个手臂的足够支撑。当需要时，机电手柄理想地抑制了上肢(例如手臂)在垂直平面上的旋转。

因此，图17a和17b是根据本发明的实施方式的机电机器人操作器装置130的视图，其可与图1a和1b的装置10相比较，但是包括机电手柄132。机电手柄132连接至操作器装置130的远侧梁134。机电手柄132实际上是腕式手柄，其作用与图1a和1b的装置10的腕式单元16相当。机电手柄132包括腕套136，腕套136用于接合受试者的手腕。在使用中，受试者的前臂安装在腕部夹板(未显示)上，然后通过合适的附件(例如velcro^tm绑带(未显示))附在腕套136上。腕套136和受试者的腕部夹板使受试者的手可以自由伸入并抓住，但可以可选地围绕受试者的拇指。

图18a至图18e是根据图17a和图17b所示版本的较小变型的机电手柄132以及远侧梁134的一部分的示意图，因此使用相似的附图标记来标识相似的特征。

图17a、图17b以及图18a至图18e的机电手柄132包括第一连杆138a和第二连杆138b。第一连杆138a刚性地连接到远侧梁134；第二连杆138b利用推力轴承通过第一和第二旋转关节140a、140b分别可旋转地连接至第一连杆138a和腕套136；它们的旋转用电位计(未显示)测量。第一和第二旋转关节140a、140b被定位成使得它们的轴线彼此正交；这两个轴可以通过锁定机构(未显示)锁定在适当的位置。

腕套136包括：外壳142和内壳144，第二旋转关节140b连接于外壳142，内壳144可旋转地安装在外壳142内并且用户夹板连接于内壳144上。外壳142包含电机、缆索减速系统(衬套)、电位计和电子设备(未示出)。内壳144可在外壳142内绕与受试者的前臂(即，前旋-后旋关节)对准的轴线旋转，并由绕电机轴上的衬套缠绕的缆索(未示出)致动(也与两个第一轴正交)。内壳144中的一系列滚动轴承(未示出)促进内壳144的旋转和/或由外壳142支撑。在该示例中，腕部夹板通过velcro^tm绑带绑在内壳144上。

机电手柄132具有三个旋转自由度。如图19a所示，这三个自由度对应于手腕的自由度；旋转自由度a、b、c以受试者腕关节的大致中心为中心，并允许手围绕该点自由旋转。根据该实施方式，机电手柄132包括测量所有三个旋转的传感器(未示出)，输出表征对象前臂的完整3d定向的数据。

最后一个旋转c绕着与受试者前臂成一直线的轴进行，从而产生前旋-后旋旋转。在图19b中示意性地解释了前旋-后旋关节及其旋转，其中从左到右示出了后旋位置、中性位置和前旋位置。腕套136的旋转是机动的并且可以被控制为使得受试者的手掌总是处于功能姿势，使得例如直接从受试者手掌出来的轴线总是垂直于垂直轴线。如有需要，可替代地使前旋-后旋关节自由旋转，并且因此，由于腕套136可反向驱动，因此，它的定向由受试者控制。

另外两个自由度(b和c)不是机动的，因此可以自由旋转。但是，可以将这两个自由度机械锁定在所需位置，以完全保持受试者的前臂。

包括微控制器在内的机电手柄132的电子装置采用远侧梁134和机电手柄132的定向，以便产生控制命令，以在需要时控制被驱动的前旋-后旋关节的角度位置(即内壳144相对于外壳142的旋转位置)。机电手柄132的电子装置将前臂方向(以操作器装置130的参考系表示)通过i2c通信线路报告回操作器装置的控制器。

外壳142配备有一个或多个控件(例如按钮)，用于控制操作器装置130的行为(即演示运动、重复、停止等)和警报机制(例如一个或多个led和/或蜂鸣器)，为机电手柄132提供一个用户界面，例如供治疗师使用。

尽管控制机电手柄132所需的所有处理都可以由前述的操作器装置130的控制器来执行，但是机电手柄132可以替代地配备有微控制器以执行该任务。因此，图20是机电手柄132的一个版本的微控制器150的示意图，其可以例如位于外壳142内或远侧梁134上。(可替代地，微控制器150可以被认为描绘了相同的功能，但是由操作器装置130的控制器实现)。微控制器150接收输入(以关节定向的形式)和控制命令(来自上述控件)，并且与操作器装置130的控制器通信(即，与之通信)。微控制器150将电机命令输出到机电手柄132的外壳142的电机，并发出警报(例如，至前述的led和/或蜂鸣器)。

结论

装置10的动力学对手臂产生的运动影响较小，并且工作空间足够大，无法覆盖健康用户的活动范围。装置10在较大的3d工作空间上提供有用力的能力，同时保持透明，这表明装置10可以在现有的上肢康复系统(外骨骼和平面操作)的各个类别之间产生适当的平衡。

可以设想，其他实施方式可以包括上肢康复专用控制实施方式。因此，机动化且动态透明的平台可以在工作空间中实际实现机器人辅助康复文献(如[21]中所述)中研究的各种重复性运动，以及实现诸如[22]和[23]等辅助策略的实现。

此外，装置10被设计成允许手自由运动。尽管大多数用于康复的机器人设备都利用虚拟环境，但研究表明在有效的康复锻炼中环境的重要性[21]。虚拟环境的使用对于激励很有用(练习可以“游戏化”)，需要在真实世界和虚拟世界之间进行附加映射，因此，关于这些练习的概括性问题仍然存在。此外，传统的康复锻炼通常是以目标为导向的，例如，使用勺子给自己喂食。结果，能够自由地与物理对象一起工作的能力是装置10的有利特征。

此外，在基于三维末端执行器的装置中用于减轻患者手臂重量的已公开控制策略可用于最小化或消除重力对4自由度手臂模型的影响。此外，由于该策略不能在末端执行器上提供力矩，因此未在装置10上实施该策略。除了围绕连接肩部和接触位置点的轴线的力矩之外，这种布置可以用于最小化或消除重力的影响。

可以进一步开展这项工作，以更完全地解决不完全驱动的其他配置(例如，仅能够在某些方向施加力矩的装置)的影响，以及该装置向患者施加其他动态条件的能力。在针对健康受试者和患者实施此控制策略时，可以完成基于应用的实验工作，以观察这些相互作用力是否以及如何改变受试者的行为，并测量这种情况下的肌肉活动的变化。

本领域技术人员可以容易地实现本发明范围内的修改。因此，应当理解，本发明不限于通过上面的示例描述的特定实施方式。例如，尽管以上详细描述的实施方式涉及通信电缆，但是显然本发明也可以应用于其他类型的电缆，包括用于电力传输。

在本发明的权利要求以及之前的描述中，除非上下文通过明确的语言或必要的暗示要求，词语“包括”或变体，例如“包含”是根据包含意义使用，亦即，指定所陈述特征的存在，但是不排除在本发明的不同实施方式中还存在或添加其他特征。

此外，本文中对现有技术的任何引用均无意暗示这种现有技术在任何国家中形成或形成了公知常识的一部分。

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