康复训练交互装置控制电路设计-毕业论

题目康复训练交互装置控制电路设计、
目录
摘要 (2)
ABSTRACT (3)
第一章绪论 (4)
1.1课题的研究背景及意义 (4)
1.2国内外研究现状 (5)
1.2.1国外研究现状 (5)
1.2.2国内研究现状 (7)
1.3现有手指康复装置的不足 (9)
1.4本文研究内容 (9)
第二章手指康复机器人控制系统的设计与实现 (10)
2.1 硬件电路总体结构 (10)
2.2主控制模块 (11)
2.3传感器数据采集模块 (11)
2.3.1 力矩传感器放大电路 (12)
2.3.2力矩传感器滤波电路 (14)
2.4 光电编码器辨向电路 (19)
2.4.1光电编码器的信号整形电路 (20)
2.4.2解码分离电路 (21)
2.5直流电机驱动电路 (27)
2.6磁流变液阻尼器驱动控制电路 (32)
2.6.1 DA转换电路 (32)
2.6.2磁流变液阻尼器电流驱动模块 (33)
2.7 USB通信及调试接口模块 (37)
2.8 电源管理模块 (38)
第三章总结与展望 (41)
3.1 课题总结 (41)
3.2 展望 (41)
参考文献 (42)
致谢 (43)
摘要
我国经济飞速发展，现代居民的生活质量、生活习惯和方式发生了翻天覆地的变化，与此同时，中风患者的数目逐年递增。

中风的死亡率高，就算患者能够幸存，大多数也会留下不同程度的瘫痪的后遗症。

针对这些留有后遗症的患者，我们将现代的机器人技术引入到对患者的偏瘫康复训练中去，大大提高了对其康复训练的效率。

本课题研究是单个手指的康复训练恢复系统的控制系统硬件电路设计。

本文首先介绍手指康复训练机器人的国内外的研究现状，发展趋势前景。

通过对国内外手指康复训练领域的分析，确定采用磁流变液技术实现力反馈驱动装置。

本文主要介绍该磁流变液装置的硬件电路设计。

依据偏瘫患者手指康复训练的阶段和需求，设计出基于磁流变液的被动力反馈实现机理以及主被动混合驱动力反馈控制方法。

手指康复系统硬件电路主要包括数据采集模块、驱动控制模块、通信调试及接口模块和电源转换和管理模块。

在原理图设计的基础上结合实验仿真来确保设计的可行性。

关键词：手指康复；磁流变液；控制系统；硬件电路设计
ABSTRACT
As the economy develops rapidly, the quality of life,habitats and lifestyle have undergone huge changes. At the same time,the number of stroke patients raises annually. The mortality rate of stroke is very high. Though some survive,most of them will surfer varying degrees of paralysis sequel.
Modern robotics technology is introduced for those patients with paralysis sequel. During their rehabilitation,modern robotics technology plays a very great role and improves efficiency greatly. This subject mainly studies the designing of hardware circuit for a finger rehabilitation system.
In the beginning, this paper introduces the current research status and trend of the finger rehabilitation system. According to the analysis
of recent researches in the field of finger rehabilitation,Magneto-Rheological Damper in force feedback is introduced in the rehabilitation system.
Based on the phases and demands of finger rehabilitation,this paper has investigated passive force feedback mechanism and achieved force feedback control method for a hybrid of active & passive drive.hardware circuit of the finger rehabilitation system contains data acquisition module,dive control module,communication debugging and interface modules and power conversion and management modules. On the basis of rational schematic design and combining circuit simulation,the feasibility of the circuit gets guaranteed.
Keywords: finger rehabilitation; Magneto-Rheological Damper; control system; hardware circuit designing
第一章绪论
1.1课题的研究背景及意义
脑卒中又称脑血管意外，因为突发性的或者脑血管病变从而引起脑功能障碍，并且持续二十四小时以上或者直接导致死亡的症候群。

每年脑卒中的发病率为 200/100 万，存活者中约 75% 致残，40% 的患者留下功能障碍，15% ～30%的患者留下重度残疾[1]。

临床以昏仆，口舌歪斜，失语，偏身麻木，半身不遂等症状，其中肢体功能障碍为主要致残原因。

脑中卒发病迅速，变化快，一般是是老年人容易患上中风。

脑中卒患者如果得以幸存，往往会留下后遗症，一些语言或者肢体的障碍会给患者自我的生活带来极大的不便。

随着人们生活水平的不断提高，一些人的生活作息不规律，饮食不健康，长期缺乏适当运动，人体的生理素质下降，导致中风可能性就会随之增加。

虽然当前的医疗技术已经达到了很高的水平，因此中风患者在及时的治疗后生还率比较高，但不少患者留下了偏瘫症状，如手功能障碍。

手是人类的重要的且极为复杂的一部分，疾病、受伤以及事故可能导致手的运动和感觉技能的丧失。

日常生活中，手是人必不可少的工具，偏瘫导致手的运动和感觉技能的丧失，一些患者无法参加社会劳动甚至无法生活自理，给家庭带来相应的负担。

临床证明，为了极大限度的降低脑中卒导致的残疾，除了及时的进行入院抢救治疗外，早期的康复护理程序并实施，对中风患者尽早的介入训练治疗，可以维持关节活动度，防止关节挛缩，大部分的患者的功能得以明显的改善。

传统的偏瘫患者的康复治疗主要是医生一对一有计划地进行康复训练，人为的进行康复训练对于患者与治疗医师之间能够形成良好的互动，医师能够根据患者治疗过程中的具体表现及时的调整训练的方式与强度等等。

但就`目前国内的情况来看，拥有对偏瘫患者进行肢体康复训练资质的治疗医师的数目是少于偏瘫患者的数目，再者治疗医师之间的水平存在差异，训练过程中大多需要医师凭借自己的经验，效果有限。

为了弥补传统康复恢复训练方式的不足，科研人员将机器人技术应用到患者的康复训练中去。

康复机器人是工业机器人与医用机器人结合的产物，至今已有近四十年的发展历史，目前，康复机器人已广泛应用广泛，涉及对病患的康复护理，康复治疗等方面。

目前，我国已经有超过一亿的，年龄在六十岁以上的老年人，伴随着老龄化的过程，老年人代谢能力降
低，四肢的灵活度降低，一些疾病引起的肢体运动性障碍也不断增加。

目前，我国偏瘫患者数目庞大，并且每年新增的很多病患，随着经济的发展，这些人群越来越需要得到更多的关注，而康复机器人可以对病患训练过程中的数据进行采集记录，帮助优化患者的训练方式与内容，这样不仅可以做到因人而异，同时治疗医师可以少花时间在繁冗的陪同训练，一定程度上减轻了患者多而医生少的压力，提高了医师的效率，因此协助偏瘫患者进行康复恢复训练的机器人具有相当高的发展前景和发展潜力。

目前，已经有部分优秀的针对肢体进行康复训练的康复机器人上市，效果比较理想。

但是面向手指训练的康复机器人却屈指可数，主要是由于手指的训练有别于四肢的训练，手指纤细且活动的范围比较小，针对手指的装置进行设计时往往要考虑到更多的因素，以防手指在训练中受到二次伤害。

近些年，国内外不少的团队就手指康复训练装置的研发投入很多心血，下文简单介绍手指康复机器人国内外的研究发展现状。

1.2国内外研究现状
1.2.1国外研究现状
手指是人身体中复杂且精密的部位，一个手指头有20多个自由度，由于复杂度的缘故，大部分骨骼不能同时处理所有的自由度。

它的主要关节构造是如下图：
图1-1 手指的身理结构
众多结构复杂的手指关节协同工作，使得手指可以完成弯、提、捏、拿等一系列复杂的动作。

手指的复杂性与重要性决定着手指康复训练装置的设计要求比较高。

早期的康复机器人训练装置主要针对的是肩关节或者肘关节，近几年针对手指的康复机器人训练装置快速的发展起来。

图1-2 Rutgers Master II（RM II)手指康复训练装置
2000年，罗格斯大学和斯坦福大学的科研人员成功研制出针对中风偏瘫患者首部康复训练的手功能康复训练系统。

RM II这种手套结构设计轻巧，可以方便的便于穿戴，线缆和滑轮这些装置就可以取消，与其他骨骼系统相比，这种装置更轻更紧凑。

单个手指可提供最大到16N的力，而静态摩擦只有0.014N。

系统自身集成了角度传感器，可以试试的测量手指的运动状况，并可根据手指提供一定的反馈力[2]。

不同于一般的商业触觉手套，驱动器没有电缆和带轮，从而结构紧凑，重量更轻。

力反馈装置通过集成的非接触式霍尔效应和红外传感器来作为位置测量的装置，手套被连接到可以读取传感器和伺服机构的触觉控制界面上。

但是Rutgers Master II所使用的气动驱动是单一的主动式的力反馈装置，稳定性、安全性有所欠缺，一定程度上限制了它在康复领域的发展。

图1-3 CyberGrasp力反馈数据手套
2003年，在Rutgers Master II的基础上，罗格斯大学的Sergei V.Adamovich等人开发出了CyberGrasp力反馈数据手套。

这款手套基于虚拟现实，结构上采用外骨骼，手的移动范围不受限制。

CyberGrasp力反馈数据手套可为单个手指提供最大12N的力，但其持续输出力的值较小，仅为3N，不能完全满足病患的康复训练[3]。

该装置重量达350g，穿戴繁琐且病患承担的负荷较大，且稳定性欠缺，容易在训练的过程中对病患产生二次伤害。

图1-4 基于虚拟现实的康复系统图1-5 适用于家庭的康复系统2005年，意大利的Marcello Mulas等人利用肌电信号设计了一款基于虚拟现实的康复系统，如图1-5。

同年，美国的 William K.Durfee 等人开发了适用于家庭的但手指康复训练系统,病患可以再家中方便的测量自己的手指和手腕进行弯曲伸展的姿态。

图1-6 基于磁流变液的手部屈肌和伸肌的训练装置
2010年，美国德克萨斯大学的 Ziying Tang 等人研发了一种基于 3D 的交互式上肢康复训练系统，如图 1-6 所示。

这两种装置更多的是侧重于上肢系统，即手掌、手腕、上臂等整体协调能力，而非主要针对手部功能[4]。

图1-7 Amadeo手指协调性康复训练设备
2012年，奥地利 Tyromotion 公司研制出一种手指协调性康复治疗设备 Amadeo ，如上图，这款设备通过牵动手指指尖来带动患者整个手指的运动，并且可以调节力度与速度。

由于仅仅是带动指尖的运动，因此该设备缺乏对病患的其它关节的控制[5]。

1.2.2国内研究现状
在时间上，我国国内针对手指康复机器人系统的研究落后于国外，并且把大部分研究方向是集中在对手臂、下肢进行康复恢复上。

图1-8 基于气动人工肌肉驱动器的手部力反馈装置
哈尔滨工业大学的孙中圣等人利用气动人工肌肉作为驱动器研制的手部力反馈装置，如图 1-12 所示，该装置可以对食指、中指和拇指施加反馈力，通过将驱动器固定在前臂使手指自由伸展和握紧，结合非接触各向异性磁阻传感器完成对手姿态测量[6]。

图1-9 基于记忆合金的手康复骨骼系统
2013年，上海交通大学的科研人员开发了一款基于记忆合金的手康复骨骼系统[7]，该系统以一个四边形的齿轮连杆结构作为金属主要架构，并且已由运动学模型，数据分析以及有限的元素分析法加以验证。

为了简化外骨骼结构，将不采用传统的驱动器设备如电机、气缸等等。

采用SAM（钛—镍合金）驱动器，它具备质量轻，静音运行，高性能等特点。

形状记忆合金致动器，作为一个创新驱动系统，它的体积小，结构简单，这使得患者可以方便的携带设备去任何地方。

通过引入齿轮四杆连杆结构，致动器的数量大大减少。

该结构经由运动学模型、静态分析和有限元分析最终设计出来，其可行性和可靠性也得到了实验验证。

图1-10 基于磁流变液被动力反馈数据手套
东南大学近年利用磁流变液设计的手腕康复训练装置以及被动力反馈数据手套，取得不错的效果。

此外，宋爱国等研究人员将力反馈遥操作技术应用到康复医疗领域，研制了一种基于 Internet 的远程康复训练机械臂，医生利用反馈的视频图像及力信息监控患者康复状况[8]。

1.3现有手指康复装置的不足
通过这几年的研究与发展，手指康复机器人领域已取得一些突破和进展，但是依旧存在一些不足之处，这些都限制了康复机器人的进一步的发展，这些现有的装置主要在安全性和实用性以及稳定性等方面有所欠缺，主要有这么几个方面。

目前的手指康复机器人的结构大多采用的复杂的穿戴结构，这些结构旺旺不方便于穿戴，并且比较笨重，会给病患的手部造成比较大的负担，康复期间的患者手部力量不足，很容易因此造成二次损伤。

再者就是现有装置的训练方式比较单一，训练内容枯燥，难以调动患者进行康复训练的积极性，因此，进行新设计的康复训练装置必须在稳定性、安全性、便携性等方面有所突破，同时突破以往训练单一的模式，结合虚拟现实技术，采用主被动训练模式结合，调动病患进行康复训练的积极性。

1.4本文研究内容
本文依据实验室已有的康复训练装置机械结构的基础上，针对手指康复系统的控制系统硬件电路部分的设计。

首先对控制系统硬件电路进行分析研究，解释了各个模块的基本功能，设计出主控制模块、传感器数据采集、驱动控制、电源管理、通信接口与调试模块的电路等模块，下文详细介绍各个电路模块的具体实现方案，结合实验仿真，确保各个模块设计的合理性。

第二章手指康复机器人控制系统的结构与功能2.1 硬件电路总体结构
控制系统采用模块化设计，可以大大简化设计的过程，化整为零，将复杂的电路分解为可重复利用的模块，对各个模块进行独立的测试，提高设计电路的质量。

电路的模块化设计，如今已经广泛的应用于我们的硬件电路的设计中去了，同时模块化设计也在复杂的PCB的并行设计领域发挥着良好的作用。

根据各个模块的功能作用的不同，手指康复机器人硬件电路可分为传感器数据采集模块。

驱动控制电路模块，电源管理模块，主控制器模块，通信及调试接口模块，AD转换模块，总体的结构图如下：
图2-1 手指康复机器人控制系统
2.2主控制模块
在这个手指康复机器人的硬件电路系统中，主控制模块是核心部件，它需要完成对力矩传感器信号的采集处理分析，将其转化为对应的力矩信息；对光电编码器的输出信号加以处理从而取得机构的具体位置状态；输出PWM对直流电机转向转速进行精确的控制；通过SPI 总线对数模转换模块进行控制，进而控制磁流变液阻尼器所输出的阻尼力；同时还需要利用微处理器内置的USB控制器实现上位机和下位机的通信。

本系统所采用的是NXP公司的LPC1764微处理器。

LPC1764基于Cortex-M3，外设组件包含正交编码器接口、电机控制 PWM、USB 主机/从机/OTG 接口、 8 通道的通用 DMA 控制器、64KB 的数据存储器、SPI 接口、2 条 CAN 通道8 通道的 12 位 ADC、10 位 DAC、4 个通用定时器、6-输出的通用 PWM、带独立电池供电的超低功耗 RTC 和多达 70 个的通用 I/O 管脚[9]。

这些组件满足手指康复机器人的主控制模块的设计要求。

时钟电路采用外部的12M 晶振。

此外，采用CAT1025芯片作为复位电路，CAT1025除了具备监控电源电压完成上电复位，还可在系统出现紧急情况掉电后保存系统重要的配置信息。

2.3传感器数据采集模块
传感器数据采集模块主要有力矩传感器调理电路和光电编码器辨向电路组成。

这两个电路的主要功能就是将机械结构中输出轴上的模拟力矩信号和位置信号转换为数字信号，便于微处理器进行相应处理。

为了保证驱动执行机构可以向手指施加大小合适的反馈力，需要通过力矩传感器来测出与手指相连接的输出杆上的力矩，从而计算手指的拉压力。

已有的机械结构中，采用的电阻应变式力矩传感器，这种传感器主要基于电阻应变效应，主要有传感器外壳，弹性轴，应变片和测量电桥电路组成。

外力作用在传感器上使得传感器的弹性轴发生一定程度的形变，形变传递给紧贴弹性轴的应变片，应变片相应的发生形变，这导致应变片的电阻阻值大小发生变化，在电桥电路中，电桥失去平衡从而输出相应的电量，电量的数值相应的反映出被测量的大小。

电阻应变式传感器的灵敏度高，稳定性好，应用广。

在手指康复机器人系统中，力矩传感器输出的电量信号比较微弱，易衰减且容易受到外界环境的干扰，因此为了保证采集数据的有效性，需要将电阻应变式传感器采集的数据输送到调理电路里进行信号的滤波放大，接着AD采样电路接收该信号。

下面介绍力矩传感器的调理电路，主要由两部分组成，分别是放大电路和低通滤波电路。

2.3.1 力矩传感器放大电路
对于放大电路，采用了AD620。

与普通的运算放大器不同的是，AD620自身将关键的元器件放置于芯片内部，内部有两级差分放大电路。

它作为一种价格低，功耗低，精度高的仪器仪表放大器，它采用8管脚的SOIC或DIP封装，由于其尺寸小，公号低，因而适合于电池供电以及一些便携式应用场合。

图2-2 AD620典型电路
AD620放大倍数的设置操作十分简便，在1和8引脚接一个电阻来控制放大倍数，运放最高可达一千倍。

AD620增益公式如下：
1x
21++=R R R G 其中，R1跟R2是内部增益电阻，大小为24.7K Ω，运放增益为 ：
1x 4.49+Ω=R K G
如若已经知道放大倍数，也可以根据下式求出相应的外接电阻Rx 的阻值：
1
4.49-Ω
=G K R X
图2-3 仪用放大电路
如上图，即为力矩传感器的放大电路。

外接电阻阻值设置为100Ω，应变式力矩传感器的信号输入Vf经过AD620后信号放大了495倍；2、3引脚接待放大信号；引脚4和7接电源，范围在±2.3～±18V内即可；引脚5是参考端，将一个外围的电压输入到5号管脚REF 端作为电压偏置，Vout=（Vf+ - Vf-）×G+Vref，确保输出结果不失真；6是放大后信号的输出端。

而在AD620的前一段采用LM358D构成的一个电压跟随器来提供偏置电压，利用电压跟随器输入阻抗高，输出阻抗低的特点，隔离跟随器前后电路之间相互的影响。

下为AD620仪用放大器的仿真情况：
图2-4 AD620电路实验仿真
实验仿真中在1/8脚跨接100Ω的电阻来控制放大增益，根据上面的公式计算可得，放大倍数的理论值应该是495倍。

输入端输入一个10mV 的待放大信号，经过仪用放大器AD620后，测得输出数据位4.958V ，仿真的结果与理论值十分接近。

2.3.2力矩传感器滤波电路
由于输出杆上上输出的力矩信号处于低频段，因此需要对高频干扰信号进行滤波处理。

滤波器可以将一些属于干扰频率段的信号滤除。

滤波器有无源跟有源之分，其中有源滤波器是由无源元件和有源元件共同组成滤波电路，一般应用于一些工作频率较低的场合。

常见的有源低通滤波器有三种，分别是巴特沃斯（Butterworth ）滤波器、切比雪夫（Chebyshev ）滤波器和贝塞尔（Bessel ）滤波电路。

这里力矩传感器信号的滤波电路采用四阶巴特沃斯低通滤波器。

它是一种简单也是最常用的滤波电路，又叫最平幅度滤波电路。

这种滤波电路对幅频响应的要求是：在小于截止频率c ω的范围内，具有最平幅的响应，而在c ωω>后，upin 响应迅速下降[10]。

因为限制中高频信号的干扰，设计要求的截止频率为20kHz ，采用四阶有源巴特沃斯低通滤波器。

两个二阶源巴特沃斯低通滤波器级联就可以构成四阶有源巴特沃斯低通滤波器。

首先先设计四阶有源巴特沃斯低通滤波器的传递函数：
11)s (220212014++⨯++=
λλλλλξξs s G s s G G （1） 为了方便计算
，令参数符合如下条件：
R
R R C C C RC ====
=2121c ,21
f π （2）
选取C=0.01μF ，根据（2）式计算得R=788Ω。

查表的四阶有源巴特沃斯低通滤波器的两个阻尼系数分别为ξ1 =0.765，ξ2 =1.848 。

计算得两个零频增益分别为：
152
.1848.133235
.2765.033202101=-=-==-=-=ξξG G （3）
此时，传递函数为： 1
848.1152.11765.0235.2)s (224++⨯++=
λλλλλs s s s G （4） 第一级增益为： 235.11235.211
i 1f 01+==+
=R R G 取R f1=24.7K Ω，R i1=20K Ω；
第二级增益为： 152.01152.112
i 2f 02+==+
=R R G 取R f2=61K Ω，R i2=9.3K Ω。

根据理论计算得数据实施仿真：
图2-5 巴特沃斯滤波器电路仿真
①瞬态分析：
分别输入幅值一定，但是频率不断增加的三个信号，分别观察分析其仿真结果。

当输入信号为3V ，1kHz 时，输入信号与输出信号的波形如下，截取输入与输出的某个瞬态的波形图，从图中可以直观的看出输出波形与输入波形的相位保持一致，瞬态幅值分别为
-2.264和-6.199，计算得幅值放大了约 2.4倍；
图2-5 输入1kHz信号瞬态分析图
当输入信号为3V，10kHz时，输入信号与输出信号的波形如下，输出信号幅值衰减，相位发生偏移；
图2-6 输入10kHz信号瞬态分析图
当输入信号为3V，80kHz时，输入输出波形如下图所示，图中只能看到输入信号，而输出信号几乎衰减为0。

可以得到当频率高于某一设定的值也就是截止频率时巴特沃斯低通滤
波器能有效的将该信号滤除
图2-7 输入80kHz信号瞬态分析图
②频率特性分析：
图2-8 输入输出信号波特图
通过仿真电路的的波特仪输出的结果来看，信号增益由8.499dB下降3dB至5.498dB 处时，所对应的频率极为截止频率，即f c≈20kHz，这与实验设计的理论值吻合。

从而，依据仿真的结果来看，四阶有源巴特沃斯低通滤波器各项参数的设定是合理的，可以达到滤除中高频信号的干扰。

图2-9 巴特沃斯四阶低通滤波器
在实际的使用过程中，同时在输出端加 3.0V 稳压管，保护主控器内置 AD 输入口防止高压烧坏。

2.4 光电编码器辨向电路
在电机控制系统中，电机在某时刻所转到的位置以及当前的转速是电机运动状态两个重要的指标，及时有效地检测这两个指标才能进一步对电机实施精确的控制。

在手指康复机器人系统中采用光电编码器来测量电机的位置信息。

光电编码器是一种高精度的数字化检测仪器，是现代伺服系统广泛应用的角位移或者角速度的测量装置[11]，它可以通过光电原理，将一个机械装置的角度或者位移量转化为电信号（数据串或者脉冲信号）。

以信号原理来分，光电编码器可分为增量式编码和绝对式编码器这两种。

其中，绝对式光电编码器直接输出数字信号，每个输出的编码与不同的角度相对应，但是成本高；增量式光电编码器输出信号不是数字信号而是三组脉冲信号，脉冲个数和旋转的绝对位置没有关联，仅仅与相对旋转位移相关。

使用增量式编码器时，首先先假定一个旋转方向作为基准，与光电编码器相连的输出轴每次依照这个基准方向旋转一定的角度，光电编码器输出端就会送出相应数目的脉冲信号，微处理器将脉冲信号进行计数，便可准确得出增量式光电编码器实际沿着这个设定方向旋转的角度。

增量式光电脉冲编码器由光源、聚光镜、挡光板、码盘、检测光栅、光电检测器件和转换电路组成。

2-10 光电编码器结构
在光电码盘上刻度盘上均匀分布一定数量的光栅，光挡板（检测光栅）上刻有A、B相两组与光电码盘上光栅相对应的透光缝隙。

增量式光电脉冲编码器工作时，光电码盘随着工作轴旋转，但是光挡板（检测光栅）保持不动。

有光同时透过光电码盘和检测光栅时，电路中产生逻辑“1”信号，没有透光时产生逻辑“0”信号，从而产生了A、B两相的脉冲信号。

由于检测光栅上的A、B相两个透光缝隙的节距与光电码盘上光栅的节距是一致的，并且这两组透光缝隙错开四分之一的节距，从而使得最终信号处理输出的信号存在90°的相位差。

一般情况下，光电编码器直接输出的脉冲波形实际上是不规则的，不是理想的易于数字信号处理的方波。

对于输出不规整的信号往往需要对信号进行相应的整形，整形电路后的波形输出近似于矩形波。

在对编码器计数时，在微处理器这样的数字电路中，只能识别0或者1，方波是易于识别的，微处理器往往是通过输入信号的上升沿或者下降沿控制的，方波能够很好地满足这些要求。