瞿 暢 吳 炳 陳厚軍 于陳陳 沈 芳

南通大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院，南通，226019

0 引言

隨著機(jī)器人技術(shù)和人機(jī)一體化系統(tǒng)理論的發(fā)展，外骨骼機(jī)器人在中風(fēng)患者運動康復(fù)領(lǐng)域得到了快速的發(fā)展和廣泛的應(yīng)用。無論是傳統(tǒng)的人工康復(fù)訓(xùn)練，還是機(jī)器人輔助康復(fù)訓(xùn)練，都需要康復(fù)醫(yī)師采用醫(yī)患一對一方式進(jìn)行，而且把注意力都集中在對患肢一側(cè)的功能恢復(fù)上，常常忽略了健肢的功能活動。大量的研究表明，雙側(cè)肢體功能訓(xùn)練對中風(fēng)患者的關(guān)節(jié)活動度、運動速度和準(zhǔn)確度等運動功能具有更好的改善作用［1?4］。

目前，雙側(cè)機(jī)器人鏡像訓(xùn)練大多采用以下方法實現(xiàn)：通過位置傳感器采集健肢運動信息，機(jī)器人用采集到的健肢運動信息控制患側(cè)肢體，使其產(chǎn)生“鏡像”從屬運動［5］；設(shè)計了主從外骨骼，鏡像訓(xùn)練過程中，患者健肢穿戴主外骨骼，患肢穿戴從外骨骼，主外骨骼的運動傳遞至從外骨骼，輔助患肢復(fù)現(xiàn)健肢運動［6?7］。上述方法中，由于健肢需穿戴主動機(jī)器人或連接傳感裝置，因此康復(fù)訓(xùn)練的舒適性受到一定的影響。SHAHBAZI等［8］構(gòu)建的機(jī)器人輔助鏡像康復(fù)平臺采用雙用戶遙控方案，利用2臺主動機(jī)器人聯(lián)合控制1臺從動機(jī)器人，實現(xiàn)對患肢的鏡像康復(fù)訓(xùn)練，但該機(jī)器人系統(tǒng)復(fù)雜，控制難度大。

為實時獲取患者的運動信息，及時調(diào)整訓(xùn)練方案，簡化控制流程、提高舒適性，CLAUDIO等［9］研制了基于Kinect的上肢輔助機(jī)器人系統(tǒng)，根據(jù)Kinect檢測到的目標(biāo)物的空間位置逆解機(jī)器人的運動路徑，帶動患者的上肢到達(dá)目標(biāo)區(qū)域，以達(dá)到康復(fù)訓(xùn)練的目的。DOWLING等［10］開發(fā)了一種可調(diào)節(jié)的家用上肢康復(fù)機(jī)械臂，通過Kinect追蹤控制者的肘關(guān)節(jié)運動，將關(guān)節(jié)運動轉(zhuǎn)化為氣缸動作，驅(qū)動上肢康復(fù)機(jī)械臂帶動患肢進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，但該系統(tǒng)還處于原型驗證階段，未進(jìn)行實際穿戴實驗。

將Kinect用于康復(fù)機(jī)器人的體感控制，控制精度可以滿足康復(fù)訓(xùn)練的要求。為實現(xiàn)雙側(cè)肢體鏡像康復(fù)訓(xùn)練，本文研制了基于Kinect體感控制的鏡像康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)，系統(tǒng)可由患者健側(cè)肢體動作體感控制機(jī)器人帶動患肢動作，實現(xiàn)健肢與患肢雙側(cè)協(xié)調(diào)同步運動的鏡像康復(fù)訓(xùn)練，也可由理療師通過肢體動作控制機(jī)器人帶動患者的同側(cè)患肢體進(jìn)行同步康復(fù)訓(xùn)練。

1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

體感控制上肢外骨骼鏡像康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)包括Kinect傳感器、主控計算機(jī)、三自由度的外骨骼穿戴式機(jī)械臂和機(jī)械臂的體感控制系統(tǒng)。Kinect負(fù)責(zé)采集健側(cè)上肢的關(guān)節(jié)角度信息。穿戴式機(jī)械臂包括肩部外展/內(nèi)收、肩部前屈/后伸、肘部屈/伸3個自由度，并安裝有伺服電機(jī)、行星減速器、錐齒輪、前臂和上臂長度調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)。機(jī)械臂的體感控制系統(tǒng)包括網(wǎng)絡(luò)交換機(jī)、運動控制器和伺服驅(qū)動器，負(fù)責(zé)將Kinect獲取的健側(cè)上肢的關(guān)節(jié)角度轉(zhuǎn)化為控制信號，實時傳遞給康復(fù)機(jī)器人的控制器，控制伺服電機(jī)驅(qū)動外骨骼穿戴式機(jī)械手臂，帶動患側(cè)上肢執(zhí)行與健側(cè)上肢相同的康復(fù)訓(xùn)練動作。體感控制上肢外骨骼鏡像康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)Fig.1 Structure of system

2 系統(tǒng)開發(fā)關(guān)鍵技術(shù)

2.1 外骨骼穿戴式機(jī)械臂結(jié)構(gòu)設(shè)計

本文研究的康復(fù)機(jī)器人本體為三自由度的外骨骼穿戴式機(jī)械臂，主要針對人體肩部外展/內(nèi)收、肩部前屈/后伸和肘部屈/伸運動設(shè)計，其結(jié)構(gòu)如圖2所示。電機(jī)及減速器1驅(qū)動肩部連桿，實現(xiàn)肩部外展/內(nèi)收運動；電機(jī)及減速器2驅(qū)動上臂連桿，實現(xiàn)肩部前屈/后伸運動；電機(jī)及減速器3驅(qū)動前臂連桿，實現(xiàn)肘部屈/伸運動。肘部結(jié)構(gòu)通過一對錐齒輪副，使肘部驅(qū)動電機(jī)和減速器的軸線平行于上臂，減小了占用空間，同時減小了因電機(jī)和減速器自重產(chǎn)生的力矩。從動錐齒輪回轉(zhuǎn)軸線與人體肘部屈/伸軸線共線，確保了人體肘部轉(zhuǎn)動角度與從動錐齒輪轉(zhuǎn)動角度一致，避免了體感控制時的角度轉(zhuǎn)化問題。

圖2 外骨骼穿戴式機(jī)械臂結(jié)構(gòu)Fig.2 Structure scheme of exoskeleton wearable robotic arm

由于上肢外骨骼機(jī)器人的使用對象是胖瘦、高矮等眾多體征差異的偏癱患者，因此，穿戴式機(jī)械臂的前臂和上臂連桿都設(shè)計有相應(yīng)的長度調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)。根據(jù)人體前臂和上臂尺寸的統(tǒng)計數(shù)據(jù)，前臂長度調(diào)節(jié)范圍為180～295 mm，上臂長度調(diào)節(jié)范圍為245～360 mm。

為盡量減小外骨骼的質(zhì)量，提高啟動和停止的響應(yīng)速度，外骨骼機(jī)械臂的零件材料選用6061鋁合金，同時為提高穿戴舒適性，將肩部結(jié)構(gòu)安裝在機(jī)架上，患者穿戴后不必承受任何部件的質(zhì)量。根據(jù)外骨骼自重，結(jié)合成年人體重統(tǒng)計數(shù)據(jù)和臨床康復(fù)訓(xùn)練經(jīng)驗，選取各自由度所需動力參數(shù)，如表1所示。

表1 各自由度動力參數(shù)Tab.1 Power parameter of each DOF

2.2 上肢關(guān)節(jié)角度的采集與處理

利用肢體動作對上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人進(jìn)行體感控制，關(guān)鍵是要獲得穩(wěn)定的上肢關(guān)節(jié)角度，并將其轉(zhuǎn)化為控制信號。本文通過Kinect捕捉人體上肢關(guān)節(jié)骨架點，計算關(guān)節(jié)角度，將其映射為康復(fù)機(jī)械臂各軸的轉(zhuǎn)動角度，實現(xiàn)體感控制。

2.2.1 基于Kinect的骨架點數(shù)據(jù)提取

Kinect傳感器主要由VGA攝像頭、紅外發(fā)射器和紅外接收器組成，還配備了一組線性麥克風(fēng)陣列以及可調(diào)節(jié)俯仰角度的馬達(dá)。Kinect最主要的特點是具有場景深度信息獲取和人體骨架追蹤功能。Kinect通過骨架追蹤可以得到人體各關(guān)節(jié)點的位置，形成骨架圖像。正常情況下，Kinect可跟蹤人體的20多個關(guān)節(jié)骨架點獲取動作信息，通過程序設(shè)計將動作轉(zhuǎn)換成控制指令，用肢體動作替代鍵盤、鼠標(biāo)等操作設(shè)備，實現(xiàn)自然人體交互。外骨骼康復(fù)機(jī)器人只為上肢康復(fù)訓(xùn)練設(shè)計，并不需要全部的骨架點信息，本文在Kinect坐標(biāo)系下提取人體肩部中心SC、髖部中心HC、健側(cè)肢體肩關(guān)節(jié)Sj、肘關(guān)節(jié)E和腕關(guān)節(jié)W以及患側(cè)肢體肩關(guān)節(jié)Sh這6個關(guān)節(jié)的三維坐標(biāo)，獲得上肢運動數(shù)據(jù)。

2.2.2 基于人體坐標(biāo)系的關(guān)節(jié)角度計算

Kinect獲取的人體骨架點的三維坐標(biāo)不能直接作為驅(qū)動上肢外骨骼的控制變量，只有將骨架點信息轉(zhuǎn)換為外骨骼各個軸的轉(zhuǎn)動角度才可以驅(qū)動機(jī)器人旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)運動。

為盡量減少或避免因關(guān)節(jié)相互遮擋而引發(fā)數(shù)據(jù)不穩(wěn)定的現(xiàn)象，建立圖3所示的人體坐標(biāo)系，其中，平面n為人體的冠狀面（將人體分為前后兩部分的平面），平面m′平行于人體矢狀面（將人體分為左右兩部分的平面），平面h同時垂直于冠狀面n和平面m′。根據(jù)Kinect坐標(biāo)系下獲取的6個骨架點數(shù)據(jù)，在人體坐標(biāo)系下構(gòu)建空間向量，計算關(guān)節(jié)角度。關(guān)節(jié)角度包括肘關(guān)節(jié)屈/伸角度α、肩關(guān)節(jié)分解角度β及γ，其中，β為上臂在冠狀面上的投影與脊柱線的夾角，γ為上臂與冠狀面的夾角。

圖3 骨架點數(shù)據(jù)提取Fig.3 Extract data of skeleton points

以肩關(guān)節(jié)分解角度β為例說明關(guān)節(jié)角度計算方法：過冠狀面n內(nèi)的髖部中心點HC和肩關(guān)節(jié)點Sj、Sh，構(gòu)建向量HCSj和HCSh，冠狀面 n的法向量為

SjE在nf上的投影為

SjE在平面n中的投影向量為

通過髖部中心點HC和肩關(guān)節(jié)中間點SC，構(gòu)建向量SCHC，則有

按上述方法計算的關(guān)節(jié)角度與外骨骼各軸轉(zhuǎn)動角度的映射關(guān)系為：肘關(guān)節(jié)屈/伸角度的補(bǔ)角對應(yīng)于外骨骼肘關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)軸的轉(zhuǎn)動角度θ3，肩關(guān)節(jié)分解角度β對應(yīng)于外骨骼肩關(guān)節(jié)外展/內(nèi)收轉(zhuǎn)軸的轉(zhuǎn)動角度θ1，肩關(guān)節(jié)分解角度γ對應(yīng)于肩關(guān)節(jié)前屈/后伸轉(zhuǎn)軸的轉(zhuǎn)動角度θ2。

2.2.3 關(guān)節(jié)角度的平滑與安全限制

按上述方法獲得的某個時間段內(nèi)的關(guān)節(jié)角度曲線存在許多噪聲點，直接用于外骨骼的控制會造成運動不平穩(wěn)，需要對角度數(shù)據(jù)作進(jìn)一步的平滑處理。平滑處理算法的選擇既要考慮平滑效果，又要盡量避免平滑處理造成的延遲。本文對各關(guān)節(jié)角度曲線分別采用5階滑動平均濾波和卡爾曼濾波算法進(jìn)行處理，結(jié)果顯示，2種濾波算法都可以進(jìn)行有效的平滑，滑動平均濾波的數(shù)據(jù)比原數(shù)據(jù)滯后，產(chǎn)生動作延時，卡爾曼濾波后的數(shù)據(jù)比初始數(shù)據(jù)稍有提前，可以作為數(shù)據(jù)緩沖耗時的補(bǔ)償，提高響應(yīng)能力。顯然，采用卡爾曼濾波算法對關(guān)節(jié)角度進(jìn)行平滑處理可以更好地保證運動的平穩(wěn)性和動作的同步性。

為確?；颊哂?xùn)練安全，需進(jìn)一步限定上肢運動的角速度和關(guān)節(jié)運動角度范圍。如果t時刻的角位置Xt與前一時刻角位置Xt-1之間的角速度大于安全角速度ωset，則強(qiáng)制把當(dāng)前時刻的角位置替換為X′t，以保證最大速度不超過設(shè)定的安全角速度ωset。每一幀的數(shù)據(jù)均按上述方法處理，當(dāng)滿足安全角速度后，數(shù)據(jù)曲線再次與原數(shù)據(jù)重合。當(dāng)關(guān)節(jié)運動角度在設(shè)定范圍外時，則將該角度強(qiáng)制賦值為極限值。以肘關(guān)節(jié)屈/伸運動為例，安全角速度ωset設(shè)為80 °/s，角度范圍設(shè)為60°～180°。

2.3 機(jī)械臂的體感控制系統(tǒng)開發(fā)

機(jī)械臂的體感控制系統(tǒng)硬件包括上位機(jī)（PC機(jī)）、下位機(jī)（運動控制器）、伺服驅(qū)動器、伺服電機(jī)、網(wǎng)絡(luò)交換機(jī)以及供電部分。上位機(jī)通過有線或無線網(wǎng)絡(luò)連接到網(wǎng)絡(luò)交換機(jī)，通過IP地址連接網(wǎng)絡(luò)中的運動控制器進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸與交換，運動控制的控制信號經(jīng)由伺服驅(qū)動器驅(qū)動伺服電機(jī)，帶動外骨骼機(jī)械臂完成相應(yīng)的康復(fù)動作。

控制系統(tǒng)軟件采用C#語言編程，通過Kinect采集健側(cè)上肢的運動數(shù)據(jù)，由上位機(jī)對健側(cè)上肢的關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，生成相應(yīng)的脈沖頻率和脈沖當(dāng)量，采用絕對運動模式對伺服電機(jī)的位置進(jìn)行控制，避免轉(zhuǎn)換角度“增量”的過程及“增量”轉(zhuǎn)化為脈沖當(dāng)量產(chǎn)生的累計誤差。上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人的姿態(tài)需要根據(jù)健側(cè)肢體運動實時更新，進(jìn)行隨動控制。此處使用動態(tài)修改的方式更新當(dāng)前時間段內(nèi)的電機(jī)角速度：

式中，θti為當(dāng)前體感獲取的上肢角度；θbi為當(dāng)前電機(jī)編碼器的位置；Δt為運動控制命令刷新周期。

3 系統(tǒng)測試

3.1 實驗平臺搭建

為測試系統(tǒng)性能，研制了圖4所示的系統(tǒng)樣機(jī)實驗平臺，該平臺包含主控計算機(jī)、Kinect、穿戴式機(jī)械臂、供電部分等，其中，控制部分的元器件安裝在機(jī)架后的托板上。

圖4 系統(tǒng)樣機(jī)Fig.4 The prototype of system

上肢外骨骼鏡像康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)的體感控制分為被動訓(xùn)練與半主動訓(xùn)練兩種工作模式。被動訓(xùn)練是指外骨骼穿戴式機(jī)械臂在健康手臂的動作指引下帶動患肢進(jìn)行康復(fù)運動，這里的健康手臂可以是理療師的，也可以是偏癱患者健康一側(cè)的上肢。理療師選擇使用與患肢同側(cè)的肢體進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練指導(dǎo)，即“同步控制”；患者運用健肢對患肢進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練指導(dǎo)，形成“鏡像控制”。對于有一定自主動作意識的患者，可以運用半主動訓(xùn)練模式進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。該模式通過Kinect捕捉理療師的手掌位置，通過逆運動學(xué)求解穿戴式機(jī)械臂末端運動到理療師手掌位置時各關(guān)節(jié)所需轉(zhuǎn)動的角度，驅(qū)動伺服電機(jī)使上肢外骨骼機(jī)械臂帶動患肢運動，完成患者手掌與理療師手掌“觸碰”的動作。半主動訓(xùn)練模式充分考慮了患者的主觀意識，有利于病情較輕的患者較快提高運動能力，促進(jìn)腦部神經(jīng)重構(gòu)。

3.2 單關(guān)節(jié)鏡像控制實驗

由于鏡像控制與同步控制僅在運動控制方式上有所不同，而上肢運動數(shù)據(jù)處理、轉(zhuǎn)化過程基本類似，此處僅對單關(guān)節(jié)體感鏡像控制進(jìn)行實驗分析。實驗者右臂（患肢）穿戴外骨骼機(jī)械臂，在距離Kinect 2.0～2.5 m處站立，面對Kinect，左臂（健肢）進(jìn)行慢速的肩部外展、前屈和肘部屈曲單關(guān)節(jié)動作，Kinect采集左臂關(guān)節(jié)角度，經(jīng)上位機(jī)處理程序轉(zhuǎn)化為控制信號，體感控制外骨骼機(jī)械臂帶動右臂進(jìn)行鏡像運動。如圖5所示，患肢與健肢達(dá)到了較好的鏡像效果。

圖5 鏡像控制Fig.5 Mirror control

為進(jìn)一步研究鏡像模式下各軸的“隨動”性能，對15 s內(nèi)的上肢運動數(shù)據(jù)與電機(jī)實際位置進(jìn)行提?。ㄌ崛☆l率為30 Hz），并繪制出變化曲線，如圖6所示。

運動開始時，控制手臂的關(guān)節(jié)角度與外骨骼機(jī)械臂的關(guān)節(jié)角度誤差較大，這是由于Kinect獲取的體感數(shù)據(jù)計算出的第一組角度往往并不為零，而各軸驅(qū)動電機(jī)處于初始的零位置；運動一段時間后，兩者差異逐漸變小。曲線的波峰或波谷產(chǎn)生的水平直線是由于數(shù)據(jù)處理時對關(guān)節(jié)活動的范圍進(jìn)行了限制，以保證系統(tǒng)運行安全。

某時間段內(nèi)各關(guān)節(jié)的平均角速度、單次屈伸各關(guān)節(jié)角度誤差平均值及動作最大延時如表2所示。

圖6 各關(guān)節(jié)運動角度曲線Fig.6 Angle curve of each joints

表2 各關(guān)節(jié)隨動性能Tab.2 The servo performance of each joints

由表2看出，健肢關(guān)節(jié)運動的角速度越大，體感獲取的角度與外骨骼機(jī)械臂關(guān)節(jié)的實際位置誤差越大，這是由于Kinect獲取關(guān)節(jié)角度的刷新頻率是每秒30幀，而電機(jī)在有負(fù)載的情況下位置更新速度滯后。關(guān)節(jié)運動速度減小，位置誤差和最大延時隨之減小，隨動性能提高。通常情況下，康復(fù)訓(xùn)練的關(guān)節(jié)角速度都在30°/s以下的低速進(jìn)行，上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人的各軸隨動性能，基本滿足康復(fù)訓(xùn)練要求。

3.3 多軸聯(lián)動控制實驗

多軸聯(lián)動控制即通過上肢動作對上肢外骨骼機(jī)械臂的多個關(guān)節(jié)同時控制，該種控制模式可以模仿飲食等多關(guān)節(jié)組合動作，通過多軸聯(lián)動控制可以較好地訓(xùn)練患者肢體協(xié)調(diào)能力。圖7所示為分別在同步和鏡像控制模式下進(jìn)行的三軸聯(lián)動控制實驗，外骨骼機(jī)械臂的姿態(tài)與健肢姿態(tài)具有較好的一致性或?qū)ΨQ性，而當(dāng)人體上臂進(jìn)行內(nèi)/外旋動作時，由于上肢外骨骼機(jī)械臂不具備該自由度，所以患肢和健肢的姿態(tài)位置會產(chǎn)生一定的差異。

圖7 三軸聯(lián)動控制Fig.7 Three-axis coordinated control

對15 s內(nèi)的上肢運動數(shù)據(jù)與電機(jī)實際位置進(jìn)行提取，并繪制出變化曲線，如圖8所示。實驗表明，在多軸聯(lián)動控制模式下各軸的“隨動”性能良好。健肢抖動加劇時，患肢和健肢的關(guān)節(jié)位置誤差隨之加大，但患肢仍可在機(jī)械臂的帶動下進(jìn)行較為平穩(wěn)的運動。

4 結(jié)論

本文開發(fā)的基于體感技術(shù)的康復(fù)機(jī)器人結(jié)構(gòu)簡單、控制方式新穎，理療師或患者可以直接通過肢體動作控制上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人運動，其體感控制方式更加直觀、自然、簡單，且無需穿戴任何傳感裝置；能實現(xiàn)多關(guān)節(jié)的實時聯(lián)動控制，便于復(fù)雜動作的訓(xùn)練。由患者健側(cè)肢體動作體感控制機(jī)器人輔助患肢進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，可以喚醒患者的自我訓(xùn)練意識，實現(xiàn)健肢與患肢雙側(cè)協(xié)調(diào)同步運動的鏡像康復(fù)訓(xùn)練，使鏡像療法與運動療法相得益彰。

經(jīng)測試，該機(jī)器人系統(tǒng)工作正常，安全可靠。體感控制的動作延時最大不超過0.8 s，上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人各關(guān)節(jié)的隨動性能基本滿足康復(fù)訓(xùn)練要求。為更全面地評價系統(tǒng)康復(fù)訓(xùn)練效果，還有待更多的實驗加以驗證。

圖8 多軸聯(lián)動控制各關(guān)節(jié)運動角度曲線Fig.8 Angle curve of each joints in three-axis coordinated control