李 娟，許 坤，李偉達(dá)，李龍委，夏子玉，萬 歡

(蘇州大學(xué) 江蘇省機(jī)器人與微系統(tǒng)研究中心，江蘇 蘇州 215000)

0 引 言

近年來，由于腦中風(fēng)引起足下垂患者的數(shù)量龐大。足下垂導(dǎo)致患者足尖著地、拖拽，行走時(shí)呈現(xiàn)典型的“畫圈步態(tài)”，對患者的日常生活帶來很大的不便?；謴?fù)和提高肢體運(yùn)動功能，除了必要的醫(yī)療手段外，科學(xué)的康復(fù)訓(xùn)練也是十分有效的[1-3]。目前，治療足下垂的康復(fù)方法有減重步行[4]、功能性電刺激療法、醫(yī)護(hù)人員康復(fù)訓(xùn)練法和穿戴式踝關(guān)節(jié)外骨骼法。

減重步行訓(xùn)練對早期足下垂患者步行功能恢復(fù)具有明顯促進(jìn)作用，但是這種方法是在一個(gè)特定的環(huán)境中訓(xùn)練的;電刺激療法的缺點(diǎn)是容易使被刺激的肌肉產(chǎn)生疲勞甚至是勞損[5];醫(yī)護(hù)人員康復(fù)訓(xùn)練法局限于醫(yī)護(hù)人員的數(shù)量和經(jīng)驗(yàn)，難以得到客觀定量的康復(fù)訓(xùn)練評價(jià)指標(biāo)[6]。

康復(fù)機(jī)器人近年來發(fā)展迅速，但很多因素阻礙了這種增強(qiáng)功能型外骨骼的進(jìn)一步發(fā)展，比如附加質(zhì)量問題、有限的機(jī)械功率和能源供給問題[7]。

美國麻省理工大學(xué)(MIT)開發(fā)了一種用于足下垂患者的可變阻尼的踝關(guān)節(jié)康復(fù)系統(tǒng)[8-9]，它采用串聯(lián)式彈性驅(qū)動器作為驅(qū)動部件,該裝置可以輔助患者行走，但是在整個(gè)步態(tài)訓(xùn)練中的下肢支撐相末期相位不能提供有效助力，存在重心無法前移的問題和下肢承載不均的問題;美國密西根州立大學(xué)設(shè)計(jì)了一款單自由度氣動驅(qū)動的足踝外骨骼,該系統(tǒng)將氣動元件作為背屈運(yùn)動的動力源，采用生物信號的控制方法，采集小腿比目魚肌的肌電信號作為控制信號參考[10],該機(jī)構(gòu)雖然可以幫助患者實(shí)現(xiàn)正常的步態(tài),但是該外骨骼笨重的氣源和復(fù)雜的控制網(wǎng)絡(luò)給患者的使用帶來極大的不便。

針對上述情況，本文將設(shè)計(jì)一種對稱式的混合動力足下垂康復(fù)助力機(jī)構(gòu)。

1 正常人體步態(tài)劃分

人體步態(tài)相位及踝關(guān)節(jié)角度如圖1所示。

圖1 人體步態(tài)相位及踝關(guān)節(jié)角度

眾所周知，同一只腳連續(xù)兩次觸地被稱為一個(gè)步態(tài)周期，分為站立相和擺動相，其中站立相時(shí)腳掌著地，擺動相時(shí)腳掌離開地面。在一個(gè)步態(tài)周期里，踝關(guān)節(jié)經(jīng)歷4種不同的弧線運(yùn)動，每一次步態(tài)中，踝關(guān)節(jié)兩次交替出現(xiàn)趾屈運(yùn)動(PF)和背屈運(yùn)動(DF)[11]。在站立相期間，踝關(guān)節(jié)出現(xiàn)了3次弧線運(yùn)動，(PF1，PF2，DF1)；在擺動相期間，踝關(guān)節(jié)只是背屈(DF)。

腳跟觸地時(shí)，踝關(guān)節(jié)角度在3°～5°，角速度為零，踝關(guān)節(jié)進(jìn)入第一次趾屈。腳掌放平后，腳踝改變它的運(yùn)動方向做背屈運(yùn)動，腳跟離地時(shí)，踝關(guān)節(jié)做第二次趾屈運(yùn)動；腳尖離地后，踝關(guān)節(jié)做背屈運(yùn)動便于腳踝的擺動；腳尖離地時(shí)，踝關(guān)節(jié)角度大約為-20°。

2 人體步態(tài)相位檢測

對于人體步態(tài)相位的劃分是根據(jù)足部與地面的接觸關(guān)系進(jìn)行，因此，通過足底力傳感器檢測足部與地面是否接觸，可以判斷步態(tài)相位。

傳感器安裝及步態(tài)相位識別如圖2所示。

為了準(zhǔn)確判斷步態(tài)相位，本研究安裝4個(gè)薄膜型壓力傳感器。在足跟處粘貼一個(gè)足底力傳感器；在前腳掌處粘貼3個(gè)足底力傳感器，分別粘貼在足尖，第一跖骨和第四跖骨處，原因是前腳掌著地時(shí)與地的接觸位置不具有對稱性而且面積比較分散，只要3個(gè)傳感器中的一個(gè)有信號就可以判斷足尖著地。

小圓圈表示傳感器的狀態(tài)，黑色實(shí)心圓表示足底壓力傳感器受到足夠的壓力，檢測到有效的觸地信號，空心圓表示足底壓力傳感器受到的壓力小于閾值，所在部位未著地或未有效著地，其中1～3號傳感器中只要有一個(gè)傳感器檢測到有效信號就表示這3個(gè)傳感器檢測到了信號；虛線方框表示足底壓力傳感器所對應(yīng)的步態(tài)事件；大圓圈則表示下肢經(jīng)過一定步態(tài)事件后所相應(yīng)到達(dá)的步態(tài)相位。

足底力傳感器模塊由4片F(xiàn)SR 402型壓力傳感器、一塊Arduino Uno R3開發(fā)板、Arduino Sensor Shield傳感器擴(kuò)展板、SD數(shù)據(jù)卡及其電路組成，下肢步態(tài)檢測系統(tǒng)如圖3所示。

3 足下垂康復(fù)助力機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)

3.1 設(shè)計(jì)依據(jù)

與正常人體步態(tài)相比，足下垂患者并沒有足跟著地這一時(shí)刻，而是整個(gè)腳掌著地，在擺動相時(shí)期，足處于跖屈位且完全不能主動背屈，而且伴有足內(nèi)翻。為了能夠幫助足下垂患者正常行走，主要考慮因素包括：

(1)避免患者整個(gè)腳掌著地，幫助患者足跟著地，緩慢的將腳掌觸地以防患者因?yàn)橹匦倪^渡不穩(wěn)導(dǎo)致跌倒；

(2)在擺動相，幫助患者進(jìn)行背屈動作，完成廓清運(yùn)動；

(3)克服患者足內(nèi)翻的問題，以防患者腳掌內(nèi)側(cè)先著地導(dǎo)致患者踝關(guān)節(jié)損傷。

根據(jù)以上要求，本文設(shè)計(jì)一款對稱式、混合動力踝關(guān)節(jié)背屈助力機(jī)構(gòu)。該助力機(jī)構(gòu)主要由兩個(gè)壓簧和線驅(qū)動執(zhí)行器組成。壓簧作為一個(gè)儲能的元件，電機(jī)和壓簧串聯(lián)連接。首先，壓簧的使用不僅減少了對電機(jī)力矩的要求；其次，實(shí)現(xiàn)了患者腳跟著地的緩沖和儲能作用。以壓簧和電機(jī)共同作為驅(qū)動方式減小了對能量的消耗，同時(shí)增加壓簧進(jìn)行儲能以實(shí)現(xiàn)局部能量的再利用，降低了整個(gè)系統(tǒng)的功率，以及對電池的要求。該機(jī)構(gòu)采用對稱式的機(jī)構(gòu)，使用兩根拉桿幫助患者背屈，克服了患者足內(nèi)翻的問題。

3.2 結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

機(jī)構(gòu)原理及三維模型如圖4所示。

圖4 機(jī)構(gòu)原理及三維模型

通過線繩的拉動和壓簧彈力的釋放，兩側(cè)的拉桿被拉起，從而帶動踝關(guān)節(jié)做背屈運(yùn)動；當(dāng)踝關(guān)節(jié)趾屈時(shí)，通過拉桿，壓簧被壓縮，線繩逐漸被釋放。

該機(jī)構(gòu)由5部分組成：一對6063鋁合金拉桿、兩個(gè)壓簧、一對線性導(dǎo)軌、一個(gè)線驅(qū)動執(zhí)行器和一個(gè)鋰電池及控制器。鋁合金拉桿一端固定在連接件上(連接件固定在腳的跖趾關(guān)節(jié)處)，另一端固定在連接塊上,。在跖趾關(guān)節(jié)處，一對鋁合金拉桿分別固定在連接件的內(nèi)外兩側(cè)。當(dāng)壓簧和線驅(qū)動執(zhí)行器同時(shí)工作拉動連接塊時(shí)，通過拉桿，拉力會被轉(zhuǎn)化成關(guān)于踝關(guān)節(jié)的力矩，拉桿的作用是充當(dāng)力臂(150 mm，距離踝關(guān)節(jié))幫助使用者背屈。

該機(jī)構(gòu)使用了一個(gè)定制的線驅(qū)動執(zhí)行器，線驅(qū)動執(zhí)行器由一個(gè)有刷電機(jī)驅(qū)動，選用電機(jī)的功率為70 W，型號為maxon DCX 26L。運(yùn)行時(shí)，線驅(qū)動執(zhí)行器由電機(jī)驅(qū)動，經(jīng)一個(gè)減速比為35∶1的行星齒輪減速器，帶動一個(gè)直徑為20 mm的線軸轉(zhuǎn)動。線驅(qū)動執(zhí)行器有一個(gè)線軸，兩個(gè)導(dǎo)向軸和一根尼龍繩組成。一根直徑為4 mm的尼龍繩圍繞線軸轉(zhuǎn)動，繩子的兩端分別固定在兩個(gè)連接塊上。線性導(dǎo)軌由一個(gè)導(dǎo)向軸、一個(gè)導(dǎo)向軸承和連接塊組成，其中連接塊固定在導(dǎo)向軸承上，同時(shí)下部與壓簧接觸，受壓簧的推力和繩子的拉力；導(dǎo)向軸承沿著導(dǎo)向軸上下移動并通過向上運(yùn)動帶動拉桿使得踝關(guān)節(jié)做背屈運(yùn)動。該機(jī)構(gòu)通過低溫?zé)崴馨搴徒墡Ч潭ㄔ诨颊咝⊥壬?，機(jī)構(gòu)實(shí)物圖如圖5所示。

圖5 機(jī)構(gòu)實(shí)物圖

3.3 助力原理

足下垂助力機(jī)構(gòu)主要由步態(tài)檢測、壓簧、線驅(qū)動和PID控制器構(gòu)成，根據(jù)足底壓力估計(jì)步態(tài)相位，驅(qū)動電機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)，提供主動助力。當(dāng)踝關(guān)節(jié)角度為零時(shí)，電機(jī)此時(shí)設(shè)定為零位。電機(jī)使踝關(guān)節(jié)背屈為正；反之，使踝關(guān)節(jié)趾屈為負(fù)。

第一階段(PF1)，當(dāng)足跟著地時(shí)，電機(jī)反轉(zhuǎn)通過傳動裝置緩慢釋放線繩，防止患者整個(gè)腳掌瞬間著地，同時(shí)壓簧被壓縮儲存能量；第二階段(DF1)，當(dāng)足放平時(shí)，電機(jī)正轉(zhuǎn)通過傳動裝置拉動線繩，壓簧釋放能量；當(dāng)足跟離地時(shí)，電機(jī)反轉(zhuǎn)通過傳動裝置快速釋放線繩，防止阻礙足跟上抬，增加腳部蹬地力量，同時(shí)壓簧被壓縮儲存能量，為擺動相提供助力；當(dāng)足尖離地時(shí)，電機(jī)正轉(zhuǎn)通過傳動裝置拉動線繩，壓簧釋放能量，幫助患者進(jìn)行背屈運(yùn)動，從而達(dá)到廓清運(yùn)動的目的。

4 控制方法

當(dāng)踝關(guān)節(jié)背屈時(shí)，電機(jī)和壓簧作為力矩源使得滑塊作直線運(yùn)動，帶動拉桿使得踝關(guān)節(jié)背屈。控制方法采用傳統(tǒng)PID方法對直流有刷電機(jī)進(jìn)行位置、速度雙閉環(huán)控制?？刂破鞑捎肁RM系列STM32F103RBT6。主控芯片自帶正交編碼器接口。

控制硬件及程序框圖如圖6所示。

驅(qū)動電路板采用H橋電路，可適應(yīng)24 V～48 V、100 W以內(nèi)的電機(jī)。在保證為患者提供助力的同時(shí)，在控制上增加了踝關(guān)節(jié)的保護(hù)機(jī)制；當(dāng)踝關(guān)節(jié)角度達(dá)到最大的背屈角度，電機(jī)停止工作，以防對患者造成二次傷害。

實(shí)驗(yàn)裝置及結(jié)果如圖7所示。

結(jié)果顯示：在電機(jī)的驅(qū)動下，踝關(guān)節(jié)角度與理想的踝關(guān)節(jié)角度十分相近，跟蹤很好，可以較好地完成踝關(guān)節(jié)的動作。

圖6 控制硬件及程序框圖

圖7 實(shí)驗(yàn)

5 結(jié)束語

本文搭建了下肢步態(tài)相位檢測系統(tǒng)、助力機(jī)構(gòu)和整個(gè)系統(tǒng)的控制系統(tǒng)，并進(jìn)行了機(jī)構(gòu)可行性驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)。結(jié)果表明：該機(jī)構(gòu)可以較好地矯正并輔助足下垂患者的行走。

考慮到機(jī)構(gòu)的重量問題，該機(jī)構(gòu)采用壓簧和線驅(qū)動結(jié)合的方式，壓簧進(jìn)行儲能并且可以實(shí)現(xiàn)局部能量的再利用，降低了整個(gè)系統(tǒng)的功率，以及對電池的要求，減輕了機(jī)構(gòu)的總體重量。下一步，本文將探討把踝關(guān)節(jié)的運(yùn)動軌跡更好地嵌入到助力機(jī)構(gòu)的控制中。