本發(fā)明屬于運動想象領域，涉及一種運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)及其訓練方法。

背景技術：

運動想象(motorimagery,mi)，指大腦僅有動作意圖但不執(zhí)行實際肢體動作。其心理或思維認知過程與真實執(zhí)行動作時所激活的腦區(qū)有著高度的重疊性，所激活腦區(qū)的神經(jīng)元活動與執(zhí)行真實動作時所產(chǎn)生的信息特征有著高度的相似性，但又有顯著差異性。因此，運動想象與康復訓練結合起來可改善患者的運動功能。運動想象療法已成為卒中患者運動康復治療方法的重要新進展之一，是一種很有前途的康復治療方法。

想象肢體運動時，大腦運動皮層測得的腦電μ節(jié)律(8-13hz)和β節(jié)律(18-26hz)的能量會降低，而在想象結束后，μ節(jié)律和β節(jié)律的能量會升高。這可能反映了相應腦區(qū)神經(jīng)元群同步性的下降或提升，前一種被稱為事件相關去同步(event-relateddesynchronization,erd)，而后一種被稱為事件相關同步(event-relatedsynchronization，ers)。此外，想象軀體不同部位運動時，從eeg信號觀測到的erd在空間分布上存在差異，比如，想象左手運動時，右側運動皮層腦區(qū)的erd現(xiàn)象更為顯著，而想象右手運動時，erd現(xiàn)象顯著的區(qū)域在左側腦區(qū)?；谶\動想象的腦-機接口(motorimagery-basedbci，mi-bci)正是利用這一差異對運動想象任務進行解碼。mi-bci最適合的應用領域是方向控制，如控制鼠標的上下左右移動，輪椅在二維空間的行走等，經(jīng)過這20年來的不斷研究，mi-bci已經(jīng)從一維方向控制發(fā)展到二維甚至三維的方向控制。mi-bci最大的優(yōu)勢是不需要外界提供刺激，僅依賴操作者內在的思維任務便可完成控制，因此具有很高的獨立性。而mi-bci最大的缺點是通常需要對操作者進行訓練，以產(chǎn)生穩(wěn)定的erd/ers特征，訓練時間一般1到2個月。

為了提升mi-bci的總體性能，現(xiàn)有研究通過引入其他腦電特征(如穩(wěn)態(tài)視覺誘發(fā)電位(steadystatevisualevokedpotential,ssvep)和事件相關p300電位)或者輔助手段以提高分類正確率。雖然mi-ssvep或mi-p300等混合bci范式能夠提高傳統(tǒng)mi-bci的分類正確率，但是mi-ssvep或mi-p300的視覺刺激模式是高頻刺激，極易引起使用者的視覺疲勞，對長時間康復訓練帶來副作用。

技術實現(xiàn)要素：

有鑒于此，本發(fā)明的目的在于提供一種運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)及其訓練方法。采用瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位(transientvisualevokedpotential,tvep)和mi-bci聯(lián)合的混合腦機接口(hybridbci)構建運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)，以及使用該系統(tǒng)實現(xiàn)上肢康復訓練的方法。

為達到上述目的，本發(fā)明提供如下技術方案：

一種運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括運動視覺刺激模塊、腦電采集模塊、上位機、上肢康復運動支架；所述上位機根據(jù)康復訓練項目產(chǎn)生對應的運動刺激視頻，通過所述運動視覺刺激模塊顯示給使用者；同時，所述腦電采集模塊采集使用者的同步腦電信號并進行放大濾波預處理，通過有線或無線方式傳輸給所述上位機；所述上位機接收到腦電信號后，通過特征提取與模式分類算法，生成相應的康復訓練控制信號輸出至所述上肢康復運動支架；使用者將肢體通過固定機構固定于所述上肢康復運動支架，所述康復運動支架在接收到訓練控制信號后，按照對應的控制信號對肢體進行康復運動訓練；

進一步，所述運動視覺刺激模塊用于顯示同頻次復合刺激與上肢康復運動引導視頻，實現(xiàn)瞬態(tài)視覺誘發(fā)和運動想象視覺引導；所述視覺刺激模塊包括多個閃爍模塊，所述閃爍模塊閃爍的頻率和時間長度相同，但依次啟動閃爍，使閃爍時刻錯開；同時，為避免干擾，在首個閃爍模塊第二次閃爍前，其余閃爍模塊啟動閃爍；

使用者注視任意一個刺激目標會產(chǎn)生相同誘發(fā)電位，但是依據(jù)刺激與誘發(fā)電位間存在的鎖時關系，分析出檢測到的視覺誘發(fā)電位是由哪個刺激目標引起的，同時每個刺激目標對應相應的運動想象動作，通過動作視頻引導使用者進行相應的運動想象。

進一步，所述腦電采集模塊用于采集視覺刺激模塊誘發(fā)的瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位和相應的運動想象腦電數(shù)據(jù)：采集腦電數(shù)據(jù)的有4個輸入信號，分別為位于頭頂左側的c3區(qū)電極信號、頭頂右側c4區(qū)電極信號、前額中心cz區(qū)電極信號以及貼于受試左耳后方的右腿驅動信號；所述右腿驅動信號以消除共模信號的方式去除人體肌電，消除干擾噪聲；同時，所述c3區(qū)電極信號與cz區(qū)電極信號進行差分后得到待研究的左半腦信號；所述c4區(qū)電極信號與cz區(qū)電極信號進行差分后得到待研究的右半腦信號。

進一步，所述上位機用于對采集的腦電信號進行預處理，并通過特征提取和模式識別算法獲取單次瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位的特征值，以及視覺引導下運動想象的事件相關同步或去同步特征；并使用模式識別分類訓練器進行分類處理，產(chǎn)生對應的控制信號輸出至所述上肢康復運動支架，實現(xiàn)運動想象的上肢康復訓練控制。

進一步，所述上肢康復運動支架包括運動輔助機械部分和運動輔助電氣部分；

所述運動輔助機械部分兩只智能控制機械手臂；該機械手臂具有實時控制的功能，根據(jù)所述上位機發(fā)送的運動想象腦電的特征控制參數(shù)對該機械手臂進行相應的康復訓練操作；所述上肢康復運動支架還具有上肢康復訓練操作功能，運動幅度調節(jié)范圍為0-100度，具有力學閾值保護、張開角度限制功能，避免對患肢造成二次傷害；

所述運動輔助電氣部分包括直流電機、控制電路和電源；所述控制電路具有rs232串口通信接口，用于接收運動控制信號，通過輸入的參數(shù)控制運動模式切換，運動狀態(tài)啟動或停止；所述運動輔助機械部分通過鋼絲傳動完成所述運動輔助電氣部分的運動控制，實現(xiàn)運動康復操作。

一種運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)的訓練方法，包括以下步驟：

s1：使用者通過上肢康復運動支架的固定組件將待康復訓練的肢體固定在康復運動支架上，并將系統(tǒng)的腦電采集電極固定在頭部對應位置，視覺刺激輸出在顯示屏上，顯示屏放置于使用者正前方舒適的位置；

s2：智能康復機器人系統(tǒng)完成初始自檢后，使用者在系統(tǒng)語音提示或文字引導下，進行康復訓練流程學習；學習過程為按照視覺刺激顯示屏的顯示分別注釋相應的模塊，并進行模塊內康復訓練動作的運動想象；

s3：智能康復機器人系統(tǒng)進入康復訓練過程，使用者在系統(tǒng)語音提示或文字引導下，進行康復訓練。

進一步，步驟s3中所述康復訓練包括預設方案訓練和自由訓練；

所述預設方案訓練設置有訓練的基本參數(shù)，包括時間、最大幅度、最大頻率，訓練過程中智能康復機器人系統(tǒng)根據(jù)使用者運動想象的腦電特征閾值，在設定的訓練參數(shù)范圍內自動調節(jié)訓練運動參數(shù)，實現(xiàn)使用者自主、智能的康復訓練；

所述自由訓練為使用者通過運動想象的腦電特征閾值，自主選擇訓練肢體、訓練動作、訓練強度的康復訓練，實現(xiàn)運動想象下的自主智能康復訓練。

本發(fā)明的有益效果在于：本發(fā)明采用瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位tvep和mi-bci聯(lián)合的混合腦機接口hybridbci構建運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)，運動視覺刺激模塊通過設計合理的同頻次復合刺激與上肢康復運動引導視頻，實現(xiàn)瞬態(tài)視覺誘發(fā)和運動想象視覺引導，提高了康復訓練精準度，改善了使用者的視覺舒適度。

附圖說明

為了使本發(fā)明的目的、技術方案和有益效果更加清楚，本發(fā)明提供如下附圖進行說明：

圖1為本發(fā)明系統(tǒng)框圖；

圖2為運動視覺刺激模塊示意圖；

圖3為運動視覺刺激模塊時序設計原理圖；

圖4為腦電采集模塊框圖；

圖5為瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位小波特征；

圖6為運動想象事件相關同步或去同步特征；

圖7為智能機械手框圖；

圖8為本發(fā)明訓練方法流程圖；

圖9為運動想象腦電控制信號特征提取與識別處理流程圖。

具體實施方式

下面將結合附圖，對本發(fā)明的優(yōu)選實施例進行詳細的描述。

如圖1所示，運動想象上肢智能康復機器人系統(tǒng)由運動視覺刺激模塊，穿戴式腦電采集模塊，上位機以及上肢康復運動支架構成。

運動視覺刺激模塊通過設計合理的同頻次復合刺激與上肢康復運動引導視頻，實現(xiàn)瞬態(tài)視覺誘發(fā)和運動想象視覺引導。各個視覺刺激模塊閃爍的頻率和時間長度相同，但各個刺激模塊依次啟動閃爍，使閃爍時刻錯開，同時，為避免干擾，在首個閃爍模塊第二次閃爍前，其余閃爍模塊都需要啟動閃爍。注視任意一個刺激目標會產(chǎn)生相同誘發(fā)電位，但是依據(jù)刺激與誘發(fā)電位間存在的鎖時關系，可以分析出檢測到的視覺誘發(fā)電位是由哪個刺激目標引起的。同時每個刺激目標對應相應的運動想象動作，通過動作視頻引導使用者進行相應的運動想象。

腦電采集模塊用于采集視覺刺激模塊誘發(fā)的瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位和相應的運動想象腦電數(shù)據(jù)。腦電采集最精簡模塊的輸入共有4個信號，分別是位于頭頂左側的c3區(qū)，頭頂右側c4區(qū)，前額中心cz區(qū)電極信號以及貼于受試左耳后方的右腿驅動信號。腦電采集模塊采集的腦電數(shù)據(jù)通過放大濾波預處理后，將采集的腦電信號傳輸至上位機進行特征提取與識別。

上位機是用于對采集的腦電信號進行相關預處理并通過特征提取和模式識別算法獲取單次瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位的特征值，以及視覺引導下運動想象的事件相關同步或去同步特征。并使用模式識別分類訓練器進行分類處理，產(chǎn)生對應的控制信號輸出至上肢康復運動支架，實現(xiàn)運動想象的上肢康復訓練控制。

上肢康復運動支架包括兩只智能控制機械手臂，該機械手臂具有實時控制的功能，根據(jù)上位機發(fā)送的運動想象腦電的特征控制參數(shù)對機械手進行相應的康復訓練操作。并且康復運動支架具有上肢康復訓練操作功能，運動幅度設置可調，范圍為0-100度；具有力學閾值保護，張開角度限制功能，以避免對患肢造成二次傷害；便于拆卸、安裝，以便向康復中心和家庭推廣應用。

該系統(tǒng)實現(xiàn)的上肢康復訓練方法：使用者在康復訓練指導人員的幫助下，通過上肢康復運動支架的固定組件將待康復訓練的肢體固定在康復運動支架上，并將系統(tǒng)的腦電采集電極固定在頭部對應位置，視覺刺激輸出在顯示屏上，顯示屏放置于使用者正前方舒適的位置(合適的角度，高度和距離可以根據(jù)使用者主觀感受進行相應調節(jié))?？祻陀柧毾到y(tǒng)完成初始自檢后，使用者在系統(tǒng)語音提示或文字引導下，進行康復訓練流程學習。學習過程為按照視覺刺激顯示屏的顯示分別注釋相應的模塊，并進行模塊內康復訓練動作的運動想象。學習過程結束后，系統(tǒng)進入康復訓練過程，康復訓練過程分為預設方案訓練和自由訓練兩種方式，使用者在康復訓練指導人員的指導下進行相應的康復訓練。預設方案訓練，設置訓練的基本參數(shù)，如時間、最大幅度、最大頻率等，訓練過程中系統(tǒng)根據(jù)使用者運動想象的腦電特征閾值，在設定的訓練參數(shù)范圍內自動調節(jié)訓練運動參數(shù)，實現(xiàn)使用者自主、智能的康復訓練。自由訓練模式是使用者在康復訓練指導人員的指導下通過運動想象的腦電特征閾值，自主選擇訓練肢體、訓練動作、訓練強度等康復訓練，實現(xiàn)運動想象下的自主智能康復訓練。

如圖2所示，閃光刺激和圖形刺激都能引起視覺誘發(fā)電位，但閃光刺激本身不包含任何選擇或控制信息，所以腦機接口應用得比較多的是圖形刺激方式。靜止的圖形，不能引發(fā)視覺誘發(fā)電位，只有圖形的改變或運動才能引起有效的視覺誘發(fā)電位。本例的刺激方式采用目前普遍使用的圖形刺激，利用黑白棋盤格翻轉刺激視覺引起誘發(fā)電位，同時在圖形上疊加運動引導動作圖片，本例疊加的是手部對指運動動作。

本例采用頻率較低的瞬態(tài)視覺誘發(fā)，瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位與刺激之間存在嚴格的鎖時同步關系，在現(xiàn)有技術條件下，能更方便、準確地提取到誘發(fā)電位信號。為區(qū)分不同刺激目標引起的刺激，不同刺激目標的閃爍時刻需要有區(qū)分。本例采用同頻次復合刺激方式，即各個視覺刺激模塊閃爍的頻率和時間長度相同，但各個刺激模塊依次啟動閃爍，使閃爍時刻錯開，同時，為避免干擾，在首個閃爍模塊第二次閃爍前，其余閃爍模塊都需要啟動閃爍。注視任意一個刺激目標會產(chǎn)生相同誘發(fā)電位，但是依據(jù)刺激與誘發(fā)電位間存在的鎖時關系，可以分析出檢測到的視覺誘發(fā)電位是由哪個刺激目標引起的。本例刺激頻率設置為3.3hz，不易引起視覺疲勞。為了避免刺激圖形上疊加的運動引導動作對視覺誘發(fā)刺激的干擾，本例運動引導動作的頻率設置為圖形刺激頻率的三分頻即1.1hz。

如圖3所示，本例腦電采集模塊的輸入共有4個信號，分別是位于頭頂左側的c3區(qū)，頭頂右側c4區(qū)，前額中心cz區(qū)電極信號以及貼于受試左耳后方的右腿驅動信號。模塊引入右腿驅動電路消除干擾噪聲，以消除共模信號的方式去除人體肌電，相當于為腦電信號提供參考地。同時，布置在人腦頭皮不同區(qū)域的電極所采集信號需要有一個共同的參考信號進行差分處理以盡可能排除頭部表面電平的無效信號干擾來獲取實際的腦電信號。c3電極信號與cz電極信號進行差分后即得到欲研究的左半腦信號。同理，右半腦信號來自c4電極與cz電極。

如圖4所示，本例在對信號進行硬件帶通濾波前，先使用集成運放電路對信號做60倍的前級放大，以保證信號的可靠性和有效性，以1.06hz的高通濾波器與37.5hz的低通濾波器組成的帶通濾波器，保證濾波器通頻帶包含欲采集腦電信號的頻率成分。帶通濾波后再對信號進行400倍放大使腦電信號的幅度范圍在±2v之間。由于人的腦電電平有負電平，為了便于進行ad轉換，設計了可調節(jié)的電平抬升電路將放大后信號的最小值提升到0電平以上。要保證采集模塊腦電信號ad轉換的穩(wěn)定，本例使用穩(wěn)壓芯片產(chǎn)生4.5v的ad轉換芯片參考電平。在ad轉換芯片與上位機數(shù)據(jù)傳輸模塊中添加光耦模塊，這么做除了有防止干擾的作用外，也是對實驗中受試者安全的一道保障。對于后級電路有線路故障時，光耦模塊可以保證電路的沖擊不會傳遞到采集系統(tǒng)的前級以及受試者的頭皮上。

如圖5所示，本例信號采樣頻率為200hz時，用db5小波進行5尺度分解，得到的細節(jié)和逼近信號對應的頻帶為：d1位于50-100hz頻帶，d2位于25-50hz頻帶，d3位于12.5-25hz頻帶，d4位于6.25-12.5hz頻帶，d5位于3.125-6.25hz頻帶，a5位于0-3.125hz頻帶。(a)組腦電信號為受試者注視的刺激模塊所對應的腦電信號，(b)組腦電信號為非注視刺激模塊所對應的腦電信號?？梢钥闯鲂盘柕哪芰恐饕性谥械皖l率段。信號波形的特征主要體現(xiàn)在d4和d5兩部分，所以選用d5和d4兩層細節(jié)系數(shù)作為視覺誘發(fā)電位特征信息進行特征提取和模式識別。

如圖6所示，本例左圖為左手運動想象，右圖為右手運動想象。從圖中的能量曲線變化可以看出，在進行左手運動想象時，c3通道的能量略大于c4通道的能量，而在進行右手運動想象時，c4通道的能量略大于c3通道的能量。這符合了事件相關去同步/同步的現(xiàn)象。因此，上位機的特征提取與模式識別算法選取c3/c4通道的能量特征，聯(lián)合視覺誘發(fā)電位特征信息建立分類識別算法，生成基于運動想象的智能康復訓練控制信號。

如圖7所示，智能機械手包括運動輔助機械部分和運動輔助電氣部分；電氣部分由直流電機、控制電路和電源組成；機械部分通過鋼絲傳動完成運動輔助部件的運動控制，實現(xiàn)運動康復操作；控制電路具有rs232串口通信接口，便于接收運動控制信號的輸入，通過輸入的參數(shù)控制運動模式切換，運動狀態(tài)啟動或停止；智能機械手可以預設對指幅度、力度參數(shù)。

運動視覺刺激模塊通過設計合理的同頻次復合刺激與上肢康復運動引導視頻，實現(xiàn)瞬態(tài)視覺誘發(fā)和運動想象視覺引導。這是本發(fā)明的特色與創(chuàng)新，將運動視覺引導下的運動想象同瞬態(tài)視覺誘發(fā)結合在一起。

現(xiàn)有技術中運動想象腦電分類識別準確率低，識別效率也不高，單次在線識別幾乎不可能。瞬態(tài)視覺誘發(fā)腦電作為一個常用的腦機接口輸入信號，識別準確率與識別效率都很優(yōu)秀，單次在線識別算法成熟，但是在上肢智能康復訓練過程中，我們需要實現(xiàn)患者自主運動意識參與的閉環(huán)的智能康復訓練，基于瞬態(tài)視覺誘發(fā)腦電的康復訓練沒有患者自主運動意識參與，是被動康復訓練方式。

本發(fā)明為了提高運動想象上肢智能康復訓練腦電的在線識別準確率與識別效率，設計了黑白棋盤格翻轉(瞬態(tài)視覺誘發(fā))與運動引導動作(運動想象視覺引導)分頻疊加的視覺刺激模式，本發(fā)明的示例采用了三分頻疊加，瞬態(tài)視覺誘發(fā)刺激頻率設置為3.3hz運動引導動作頻率設置為1.1hz。

如圖8所示，康復機器人訓練流程：使用者在康復訓練指導人員的幫助下，通過上肢康復運動支架的固定組件將待康復訓練的肢體固定在康復運動支架上，并將系統(tǒng)的腦電采集電極固定在頭部對應位置，視覺刺激輸出在顯示屏上，顯示屏放置于使用者正前方舒適的位置(合適的角度，高度和距離可以根據(jù)使用者主觀感受進行相應調節(jié))?？祻陀柧毾到y(tǒng)完成初始自檢后，使用者在系統(tǒng)語音提示或文字引導下，進行康復訓練流程學習。學習過程為按照視覺刺激顯示屏的顯示分別注視相應的模塊，并進行模塊內康復訓練動作的運動想象。康復訓練流程學習過程中，系統(tǒng)采集使用者的腦電信號并提取其不同視覺刺激不同運動想象狀態(tài)的腦電信號特征參數(shù)。學習過程結束后，系統(tǒng)進入康復訓練過程，康復訓練過程分為預設方案訓練和自由訓練兩種方式，使用者通過注視相應的菜單自主選擇(選擇信號是系統(tǒng)根據(jù)流程學習過程瞬態(tài)視覺誘發(fā)信號特征進行模式識別進行選擇控制)需要進行的康復訓練方案，并在康復訓練指導人員的指導下進行相應的康復訓練。預設方案訓練，系統(tǒng)設置訓練的基本參數(shù)，如時間、最大幅度、最大頻率等，在設定的訓練參數(shù)范圍內自動調節(jié)訓練運動參數(shù)，訓練過程中系統(tǒng)同步記錄使用者運動想象的腦電信號，系統(tǒng)根據(jù)同步記錄的腦袋信號特征進一步優(yōu)化模式識別分類特征。自由訓練模式是使用者在康復訓練指導人員的指導下通過運動想象的腦電特征閾值，自主選擇訓練肢體、訓練動作、訓練強度等康復訓練，完成運動想象下的自主智能康復訓練，實現(xiàn)使用者自主、智能的康復訓練。

如圖9所示，采集的腦電信號進行相關預處理時，需要按照視覺刺激疊加頻率對腦電信號按照對應的頻率進行分段預處理。瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位作為選擇控制信號，在本示例200hz采樣率3.3hz瞬態(tài)視覺誘發(fā)刺激頻率，腦電信號按照300ms進行分段；視覺引導下運動想象的事件相關同步或去同步特征信號作為康復運動控制信號，在本示例200hz腦電采樣率1.1hz運動引導動作頻率，腦電信號按照900ms進行分段。

瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位特征提取，示例采用db5小波進行5尺度分解，并選用d5和d4兩層細節(jié)系數(shù)對信號進行重構，作為瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位特征信號進行特征提取和模式識別。其小波分解與重構公式如下：

小波分解公式：

小波重構公式：

瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位特征識別，采用三層神經(jīng)網(wǎng)絡結構，以提取的視覺誘發(fā)電位特征向量作為輸入，以識別結果作為輸出，隱含層和輸出層的傳遞函數(shù)都選用s型函數(shù)，“1”為目標樣本的目標輸出，“0”為非目標樣本的目標輸出，輸出值會是[0,1]區(qū)間內的數(shù)，則輸出值越接近1，說明信號越接近視覺誘發(fā)電位信號。

瞬態(tài)視覺誘發(fā)電位特征分類結果作為自主選擇訓練肢體、訓練動作的控制信號。

運動想象的事件相關同步或去同步特征信號特征提取，示例采用時域移動窗二階能量譜特征作為運動想象事件相關同步或去同步信號特征，采用一個移動時間窗截取分段腦電數(shù)據(jù)，并且將移動窗的窗口長度及滑動步長可以進行設置，通過移動窗口內二階能量譜在時域上的變化來確定信號特征。腦電數(shù)據(jù)進行了預處理操作，去除直流成分且均值為零。設移動窗口的長度為w，步長為δt，s為窗口移動次數(shù)，則移動窗內的信號能量為：

運動想象的事件相關同步或去同步特征信號特征識別，示例通過fisher線性分類器分類識別。通過權向量w來確定m維特征空間中的分類平面，基于fisher準則的線性判別函數(shù)為：

運動想象的事件相關同步或去同步電位特征分類結果作為訓練運動強度參數(shù)控制信號調節(jié)訓練幅度和訓練頻率等訓練參數(shù)。

最后說明的是，以上優(yōu)選實施例僅用以說明本發(fā)明的技術方案而非限制，盡管通過上述優(yōu)選實施例已經(jīng)對本發(fā)明進行了詳細的描述，但本領域技術人員應當理解，可以在形式上和細節(jié)上對其作出各種各樣的改變，而不偏離本發(fā)明權利要求書所限定的范圍。