Proporcionální myoelektrické ovládání - Proportional myoelectric control

[1]

Zobrazení myoelektrického ovládání exoskeletonu kotníku

Úměrný myoelektrický řízení lze použít (mimo jiné) k aktivaci robotické dolní končetiny exoskeletony. Proporcionální myoelektrický řídicí systém využívá a mikrokontrolér nebo počítač, který vstupuje elektromyografie (EMG) signály ze senzorů na svalech nohou a poté aktivuje odpovídající kloub aktuátor s) úměrně signálu EMG.

Pozadí

Robotický exoskeleton je typ ortéza který používá pohony buď pomáhat nebo odolávat pohybu kloubu intaktní končetiny; to nelze zaměňovat s napájeným protéza, který nahrazuje chybějící končetinu. Robotické exoskeletony dolních končetin mohou splnit čtyři účely:[2]

  • Posílení lidské výkonnosti, které se obvykle zabývá zvýšením síly nebo vytrvalosti (viz Poháněné exoskeletony )
  • Dlouhodobá pomoc, jejímž cílem je poskytnout postiženým jedincům schopnost chodit samostatně při nošení exoskeletu
  • Studium lidské lokomoce, která využívá robotické exoskeletony k lepšímu pochopení lidské neuromuskulární kontroly, energetiky a / nebo kinematiky pohyb
  • Poúrazová rehabilitace, která má pomoci jednotlivci zotavit se ze zranění (jako je mozková mrtvice, poranění míchy nebo jiná neurologická postižení) krátkým nosením exoskeletonu během tréninku, aby bylo možné později bez použití dosáhnout lepšího výkonu exoskeletonu

Robotické exoskeletony dolních končetin lze ovládat několika způsoby, včetně nožního spínače (tlakový snímač připojený ke spodní části chodidla), odhadu fáze chůze (pomocí úhlu kloubu k určení aktuální fáze chůze) a myoelektrické kontroly (pomocí elektromyografie ).[2][3] Tento článek se zaměřuje na myoelektrické řízení.

Metody řízení

Senzory na pokožce detekují elektromyografie (EMG) signály ze svalů nohy (nohou) nositele. Signály EMG lze měřit pouze z jednoho svalu nebo z více svalů, v závislosti na typu exoskeletonu a počtu aktivovaných kloubů. Každý měřený signál je poté odeslán do řídicí jednotky, která je buď palubní mikrokontrolér (namontovaný na exoskeleton) nebo na blízký počítač. Palubní mikrokontroléry se používají pro dlouhodobá pomocná zařízení, protože nositel musí být schopen chodit na různých místech při nošení exoskeletu, zatímco počítače, které exoskeleton nenosí, lze použít pro terapeutické nebo výzkumné účely, protože nositel nemusí chodit příliš daleko v klinickém nebo laboratorním prostředí.

Regulátor odfiltruje hluk ze signálů EMG a poté normalizuje je, aby bylo možné lépe analyzovat vzorec aktivace svalů. Normalizovaná hodnota EMG svalu představuje jeho aktivační procento, protože signál EMG se normalizuje dělením maximálním možným odečtem EMG pro sval, ze kterého pochází. Maximální odečet EMG je generován, když je sval zcela zatažen. Alternativní metodou k normalizaci je proporcionální přizpůsobení výkonu akčního členu signálu EMG mezi minimální prahovou hodnotou aktivace a horní hranicí nasycení úroveň.

Přímé proporcionální myoelektrické ovládání

U proporcionálního myoelektrického ovladače je výkon odeslaný do aktuátoru úměrný amplitudě normalizovaného signálu EMG ze svalu.[4] Když je sval neaktivní, aktuátor nepřijímá žádnou energii z ovladače a když je sval plně kontrahovaný, aktuátor produkuje maximální točivý moment kolem kloubu, který ovládá. Například elektrická ortéza kotníku a chodidla (AFO ) mohl použít pneumatiku umělý sval poskytnout plantární flexe točivý moment úměrný úrovni aktivace soleus (jeden z lýtkových svalů). Tato kontrolní metoda umožňuje ovládat exoskeleton stejnými nervovými cestami jako biologické svaly nositele a bylo prokázáno, že umožňuje jednotlivcům chodit běžnější chůzí než jiné kontrolní metody, například pomocí nožního spínače.[5]Proporcionální myoelektrické ovládání robotických exoskeletonů dolních končetin má výhody oproti jiným metodám řízení, například:

  • Jeho fyziologická povaha umožňuje efektivní způsob škálování rozsahu mechanické pomoci z exoskeletu[6]
  • Výsledkem je snížený nábor biologických svalů versus kinematický založené kontrolní metody[5]
  • Umožňuje snadné přizpůsobení ovládání exoskeletu novým motorickým úkolům[7]

Proporcionální myoelektrická regulace má však také nevýhody ve srovnání s jinými metodami řízení, včetně:

  • Rozhraní povrchové elektrody může často způsobovat potíže při získávání spolehlivého EMG signálu[8]
  • Systém vyžaduje ladění, aby bylo možné určit příslušné prahové hodnoty a zisky[9]
  • The muskuloskeletální systém má hodně synergické svaly které nejsou snadno dostupné prostřednictvím povrchových EMG elektrod[10]
  • Jelikož neurologické poruchy vedou ke snížení neuromuskulární kontroly, někteří jedinci nemusí mít dostatečnou nervovou kontrolu, aby jim umožnili používat exoskeleton s myoelektrickou kontrolou

Proporcionální myoelektrická regulace s inhibicí flexoru

Přímé proporcionální řízení funguje dobře, když je každý kloub exoskeletu aktivován v jednom směru (jednosměrné ovládání), jako je například pneumatický píst ohýbající pouze koleno, ale je méně účinný, když dva akční členy pracují opačně (obousměrné ovládání) . Příkladem toho může být exoskeleton kotníku, který používá jeden pneumatický umělý sval pro dorzální flexe na základě tibialis anterior (holenní sval) EMG a další pneumatický umělý sval pro plantární flexe na základě soleus (lýtkový sval) EMG. To by mohlo mít za následek velkou míru koaktivace obou akčních členů a ztížit chůzi.[11] Pro korekci této nežádoucí koaktivace lze do kontrolního schématu přidat pravidlo, aby byla inhibována umělá aktivace dorsiflexoru, když je soleus EMG nad stanovenou prahovou hodnotou. Proporcionální řízení s inhibicí flexoru umožňuje přirozenější chůzi než s přímým proporcionálním řízením; Inhibice flexoru také umožňuje subjektům mnohem snadněji chodit s kombinovanými exoskeletony kolen a kotníků s obousměrnými akčními členy v každém kloubu.[7]

Aplikace

Vylepšení výkonu

Zvýšení výkonu se zabývá zvyšováním typických lidských schopností, jako je síla nebo vytrvalost. Mnoho robotických exoskeletonů celého těla, které jsou v současné době ve vývoji, používá místo elektromyografie ovladače založené na společných momentech a úhlech. Vidět Poháněné exoskeletony.

Dlouhodobá pomoc

Jednou z aplikací exoskeletonu dolní končetiny robota je pomoc při pohybu postiženého jedince za účelem chůze. Jedinci s poraněním míchy, oslabenými svaly na nohou, chudí neuromuskulární nebo kteří utrpěli cévní mozkovou příhodu, může mít prospěch z nošení takového zařízení. Exoskeleton poskytuje točivý moment o kloubu ve stejném směru, že data EMG naznačují, že se kloub otáčí. Například vysoké EMG signály v vastus medialis (čtyřhlavý sval) a nízké EMG signály v biceps femoris (ochromující sval) by znamenalo, že uživatel prodlužuje nohu, proto by exoskeleton poskytoval točivý moment na koleni, aby pomohl narovnat nohu.

Studium lidské lokomoce

Proporcionální myoelektrické ovládání a robotické exoskeletony se používají v zařízeních horní končetiny po celá desetiletí, ale inženýři je začali používat pro zařízení dolních končetin teprve nedávno, aby lépe porozuměli lidským biomechanika a neurální ovládání lokomoce.[12][13] Pomocí exoskeletonu s proporcionálním myoelektrickým ovladačem mohou vědci použít neinvazivní prostředek ke studiu nervová plasticita spojené s modifikací síly svalu (biologická +/- umělá síla) a také s tím, jak se vytvářejí motorické paměti pro ovládání lokomotivy.[11]

Rehabilitace

Robotické exoskeletony dolních končetin mají potenciál pomoci jednotlivci zotavit se ze zranění, jako je mrtvice, poranění míchy nebo jiná neurologická postižení. Neurologické motorické poruchy často vedou ke snížení amplitudy aktivace svalové aktivace, narušení propriocepce a porucha koordinace svalů; robotický exoskeleton s proporcionální myoelektrickou kontrolou může všechny tři vylepšit zesílením vztahu mezi aktivací svalů a proprioceptivní zpětnou vazbou. Zvýšením důsledků aktivace svalů může exoskeleton zlepšit smyslovou zpětnou vazbu fyziologickým způsobem, což zase může zlepšit kontrolu motoru[2] Jedinci s poraněním míchy nebo mrtvicí mohou zlepšit své motorické schopnosti intenzivní rehabilitací chůze,[14] což může vyžadovat až tři fyzioterapeuty, kteří pomáhají částečně podporovat tělesnou hmotnost jedince.[15] V obou těchto oblastech by mohly pomoci robotické exoskeletony dolních končetin.

Fyziologická odpověď

The neuromuskulární systém se zaměřil na kloub momenty snaží se generovat při chůzi. Asistenční exoskeletony produkují část točivého momentu potřebného k pohybu jednoho nebo více kloubů nohou při chůzi, což umožňuje zdravému jedinci generovat méně svalového točivého momentu v těchto kloubech a využívat méně metabolické energie. Svalový točivý moment je dostatečně snížen, aby byl čistý točivý moment kolem každého kloubu přibližně stejný jako při chůzi bez exoskeletu.[16] Čistý točivý moment každého kloubu je svalový moment plus točivý moment ovladače. Postižení jedinci nevidí velký pokles svalového krouticího momentu při chůzi s exoskeletonem, pokud vůbec, protože jejich svaly nejsou dostatečně silné, aby mohli chodit normální chůzí, nebo vůbec; exoskeleton poskytuje zbývající točivý moment potřebný pro chod.

Příklady

Viz také

Reference

  1. ^ Conrad, Kendon J .; Conrad, Karen M .; Mazza, Jessica; Riley, Barth B .; Funk, Rod; Stein, Mark A .; Dennis, Michael L. (prosinec 2012). „Rozměrnost, hierarchická struktura, zevšeobecnitelnost podle věku a platnost kritéria GAINovy stupnice behaviorální složitosti“. Psychologické hodnocení. 24 (4): 913–924. doi:10.1037 / a0028196. ISSN  1939-134X. PMC  5715715. PMID  22545694.
  2. ^ A b C Ferris, D.P. a Lewis, C.L .: „Robotické exoskeletony dolních končetin využívající proporcionální myoelektrickou kontrolu“, 31. výroční mezinárodní konference IEEE EMBS, str. 2119–2124, 2009
  3. ^ Jung, J, Jang, I, Riener, R a Park, H: „Algoritmus detekce záměru chůze pro paraplegické pacienty s použitím robota s chůzí s exoskeletonem“, International Journal of Control, Automation, and Systems, 10 (5), str. 954–962, 2012
  4. ^ Ferris, D.P, Czerniecki, J.M. a Hannaford, B .: „Ortéza kotníku a nohy poháněná umělými pneumatickými svaly“, „Journal of Applied Biomechanics“, 21, s. 189–97, 2005
  5. ^ A b Cain, S.M., Gordon, K.E. a Ferris, D.P .: „Adaptace lokomotivy na elektrickou ortézu kotníku a nohy závisí na metodě kontroly“, Journal of Neuroengineering and Rehabilitation, 4, s. 48, 2007
  6. ^ Ferris, D.P, Sawicki, G.S. a Daley, M.A .: „Pohled fyziologa na robotické exoskeletony pro lidskou pohyblivost“, International Journal of Humanoid Robotics, 4, s. 507–28, 2007
  7. ^ A b Sawicki, G.S. a Ferris, D.P .: „Pneumaticky poháněná ortéza koleno-kotník-noha (KAFO) s myoelektrickou aktivací a inhibicí“, Journal of Neuroengineering and Rehabilitation, str. v tisku, 2009
  8. ^ Parker, P, Englehart, K ​​a Hudgins, B: „Zpracování myoelektrického signálu pro kontrolu protéz končetin s výkonem“, J Electromyogr Kinesiol., 16 (6), str. 541–48, 2006
  9. ^ Gordon, K.E. a Ferris, D.P .: „Naučit se chodit s robotickým exoskeletonem kotníku“, Journal of Biomechanics, 40, str. 2636–44, 2007
  10. ^ Kinnaird, C.R. a Ferris, D.P .: „Medial Gastrocnemius Myoelectric Control of a Robotic Ankle Exoskeleton“, IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng., 17 (1), s. 31–37, 2009
  11. ^ A b Ferris, D.P., Gordon, K.E., Sawicki, G.S. a Peethambaran, A .: „Vylepšená ortéza kotníku a chodidla využívající proporcionální myoelektrické ovládání“, Chůze a držení těla, 23, s. 425–428, 2006
  12. ^ Scott, R.N .: "Myoelektrická kontrola protéz", Archiv fyzikální medicíny a rehabilitace, 47, str. 174–81, 1966
  13. ^ Reinkensmeyer, D.J., Emken, J.L. a Cramer, S.C .: "Robotika, motorické učení a neurologické zotavení", Annu Rev Biomed Eng, 6, str. 497–525, 2004
  14. ^ Dietz, V, Wirz, M, Colombo, G a Curt, A: „Lokomotorická kapacita a obnovení funkce míchy u paraplegických pacientů: klinické a elektrofyziologické hodnocení“, Electroenceph Clin Neurophysiol, 109, s. 140–53, 1998
  15. ^ Behrman, A.L. a Harkema S.J .: „Pohybový trénink po poranění míchy člověka: řada případových studií“, Phys Ther, 80, str. 688–700, 2000
  16. ^ Lewis, C.L. and Ferris, D.P .: „Invariant hip moment pattern while walking with a robotic hip exoskeleton“, Journal of Biomechanics, 44, str. 789–93, 2011