梁煜欣 嚴(yán)輝 李軍

(1.臺州學(xué)院航空工程學(xué)院，浙江臺州 318000；2.臺州方圓質(zhì)檢有限公司，浙江臺州 318000)

隨著經(jīng)濟(jì)社會的快速發(fā)展，人口老齡化趨勢日益嚴(yán)峻。因腦卒中、中風(fēng)、脊椎損傷等疾病導(dǎo)致下肢運(yùn)動困難人數(shù)也呈增加的趨勢[1,2]，給社會和家庭帶來沉重負(fù)擔(dān)。70%以上的患者通過早期介入康復(fù)訓(xùn)練可恢復(fù)步行能力。傳統(tǒng)的康復(fù)治療，需要治療師和患者家屬專門化指導(dǎo)進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，對治療師的技術(shù)水平也有較高的要求，極大地加重了陪護(hù)者的體力支出和患者的經(jīng)濟(jì)支出，降低了患者和陪護(hù)者的生活質(zhì)量[3-5]。為解決以上問題，為患者提供科學(xué)合理的康復(fù)治療，下肢康復(fù)機(jī)器人應(yīng)運(yùn)而生[3-5]。瑞士Hocoma公司研制的Lokomat 步行康復(fù)機(jī)器人在業(yè)內(nèi)具有廣泛知名度[6]，由外骨骼式助行機(jī)械腿及跑臺和懸吊減重裝置兩部分組成，幫助患者完成矢狀面內(nèi)的往復(fù)步態(tài)訓(xùn)練。該機(jī)器人是首臺以減輕下肢負(fù)重進(jìn)行下肢康復(fù)治療的康復(fù)產(chǎn)品，經(jīng)過不斷改進(jìn)，已在許多康復(fù)中心投入使用。此外，瑞士Yves Allemand等人研制了 “Walk Trainer”下肢康復(fù)機(jī)器人[7]。我國清華大學(xué)、上海大學(xué)在該領(lǐng)域內(nèi)也有一定研究。目前，我國自主研發(fā)的康復(fù)機(jī)器人很少實現(xiàn)產(chǎn)品化進(jìn)行大規(guī)模商用，高技術(shù)含量的產(chǎn)品均依賴進(jìn)口，且售價昂貴，大部分患者難以承受，因此，研發(fā)一款具有自主知識產(chǎn)權(quán)、實用高效的康復(fù)機(jī)器人具有深遠(yuǎn)意義。

該研究設(shè)計基于動態(tài)減重的下肢康復(fù)機(jī)器人，工作原理是通過在動態(tài)減重單元的恒減重基礎(chǔ)上，依靠下肢輔助行走單元幫助患者進(jìn)行訓(xùn)練，對損傷的運(yùn)動神經(jīng)進(jìn)行全方位刺激。康復(fù)機(jī)器人具有欠驅(qū)動結(jié)構(gòu)、患者自主控制、魯棒性好的優(yōu)點，適合醫(yī)院和家庭使用，能顯著提高患者的自主康復(fù)訓(xùn)練積極性及治療效果。

1 機(jī)器人結(jié)構(gòu)設(shè)計

1.1 人體下肢運(yùn)動機(jī)理分析

為了設(shè)計出科學(xué)合理、具有擬人化的康復(fù)機(jī)器人[8]，首先要分析正常人體下肢的骨骼、肌肉和行走機(jī)制，在此基礎(chǔ)上進(jìn)行結(jié)構(gòu)設(shè)計和步態(tài)控制。正常人步態(tài)周期相位圖如圖1所示[9]。

1.2 機(jī)器人的機(jī)械結(jié)構(gòu)設(shè)計

機(jī)器人在工作空間上由兩大驅(qū)動單元組成，分別為：動態(tài)減重支撐單元和下肢輔助行走單元，機(jī)器人整體呈對稱分布關(guān)系，機(jī)器人樣機(jī)如圖2所示。

圖1 正常人步態(tài)周期相位圖

圖2 動態(tài)減重下肢康復(fù)機(jī)器人

運(yùn)動單元示意圖如圖3所示。考慮到人體下肢的運(yùn)動空間在矢狀面、額狀面均有分布。與目前設(shè)計的大部分康復(fù)機(jī)器人不同的是，該設(shè)計為保證最大的擬人化要求，將下肢輔助行走部分設(shè)計為欠驅(qū)動形式，可以使其具備非常好的個體適應(yīng)性，完成下肢空間多自由度的運(yùn)動。

圖3 運(yùn)動單元示意圖

醫(yī)學(xué)上認(rèn)為單腿站立時，患側(cè)下肢能夠負(fù)重站直為宜，當(dāng)減重為人體重量的20%或 40%時，步行耗氧量隨減重量的增加而減少；當(dāng)減重量達(dá)體重的 60%時，不僅各項步行參數(shù)發(fā)生明顯改變，而且步行耗氧量也有所增加[10]。人在步行過程中，重心呈正弦變化，因此，需要設(shè)計動態(tài)減重裝置提供給人向上的恒減重力。動態(tài)減重裝置通過反饋回主控板的力信號與設(shè)定目標(biāo)進(jìn)行對比，控制絲杠螺母升降臺進(jìn)行上下移動。

下肢輔助行走欠驅(qū)動結(jié)構(gòu)如圖4所示。由直流減速電機(jī)，同步帶滑臺與其他機(jī)構(gòu)組成，該結(jié)構(gòu)分別布置于人體兩側(cè)的髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)處，減速電機(jī)帶動同步帶滑臺上的滑塊進(jìn)行直線運(yùn)動，與滑塊形成串聯(lián)的腿部固定板與大腿、小腿中間位置固連，其中圖4中所示的圓柱副、轉(zhuǎn)動副和直線導(dǎo)軌是人機(jī)在下肢擁有6自由度，將電機(jī)的旋轉(zhuǎn)驅(qū)動轉(zhuǎn)化為肢體的欠驅(qū)動，既保證了患者下肢的個體適應(yīng)性，滿足不同身高、不同體重的患者使用的柔順性，又保證了整體結(jié)構(gòu)的緊湊性和實用性，使控制更加靈活、高效。

圖4 單側(cè)欠驅(qū)動結(jié)構(gòu)圖

2 人機(jī)耦合控制策略

經(jīng)分析，動態(tài)減重下肢康復(fù)機(jī)器人與患者之間的協(xié)調(diào)控制主要是動態(tài)減重支撐單元和下肢輔助行走單元之間的協(xié)調(diào)控制，康復(fù)訓(xùn)練的科學(xué)合理性取決于控制策略。

2.1 康復(fù)過程分析

康復(fù)過程分析是整體控制策略的核心，決定機(jī)器人的控制策略。因此，有必要對患者使用設(shè)備康復(fù)的流程進(jìn)行分析，以常規(guī)康復(fù)（輔助患者下床，并進(jìn)行肢體康復(fù)）為例，具體如下：

（1）患者坐在床邊，穿戴好懸吊服和腿部固環(huán)，在控制上輸入體重和減重比例。

（2）按下控制器的“起立”鍵，絲桿螺母升降臺升起，依靠支撐梁和懸吊服將患者助力站立。

（3）“S拉力傳感器”檢測到設(shè)定的體重的60%，升降臺下降，當(dāng)“S拉力傳感器”檢測到0N時，完成回零操作，準(zhǔn)備進(jìn)行下肢步行康復(fù)。

（4）按下控制器的“康復(fù)模式1”，進(jìn)行常規(guī)康復(fù)，撥動PS2搖桿手柄，進(jìn)行直線向前行走和轉(zhuǎn)彎行走及加減速的控制。

（5）訓(xùn)練結(jié)束，進(jìn)行歸零操作，患者完成一周期康復(fù)。

2.2 動態(tài)減重支撐機(jī)構(gòu)動力學(xué)建模及控制

減重步行康復(fù)訓(xùn)練時，患者下肢機(jī)理退化，無法承載自身的重量、難以保持平衡，該設(shè)計利用減重支撐系統(tǒng)為患者卸載自重，幫助患者保持身體平衡進(jìn)行行走訓(xùn)練。需要對減重支撐單元進(jìn)行原理分析和動力學(xué)建模。動態(tài)減重機(jī)構(gòu)簡圖如圖5所示。

圖5 動態(tài)減重機(jī)構(gòu)簡圖

由于人體在運(yùn)動過程中，重心為正弦變化，運(yùn)動軌跡數(shù)學(xué)模型可表述為：

其中T為步態(tài)周期，t為時間（s），患者和支撐梁通過懸吊服和S型拉力傳感器串聯(lián)，人機(jī)接觸可用質(zhì)量-彈簧-阻尼系統(tǒng)（m-c-k）描述，則減重力：

其中me為人體期望減重力質(zhì)量；k為人機(jī)接觸的剛度系數(shù)；b為人機(jī)接觸的阻尼系數(shù)；y0為螺母初始零點的位置。

升降臺采用絲杠螺母驅(qū)動方式，升降臺絲杠傳動動力學(xué)方程為：

根據(jù)工作原理，建立直流電機(jī)的數(shù)學(xué)模型[11]。

最終，減重系統(tǒng)的動力學(xué)方程表示為：

式中Ph為絲杠導(dǎo)程；n1為絲杠進(jìn)給正效率；Ua為電機(jī)兩端電壓；E為電機(jī)反動勢；Ra為電樞回路總電阻；La為電樞回路總電感；Ia是電樞電流；Ke為反電勢系數(shù)；wm為電機(jī)軸的角速度；Jm為電機(jī)電樞的轉(zhuǎn)動慣量；Kb為等效阻尼系數(shù)；Cm為電機(jī)轉(zhuǎn)矩數(shù)。

在步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練過程中，動態(tài)減重機(jī)構(gòu)根據(jù)S型拉力傳感器回傳到主控芯片的重心豎直方向的拉力模擬量，與設(shè)定減重力進(jìn)行對比，采用離散型的pid控制算法。

2.3 下肢輔助行走機(jī)構(gòu)運(yùn)動學(xué)建模及控制

下肢輔助行走單元主要是由四支同步帶滑臺、直流電機(jī)和絕對值編碼器組成，四個滑塊的運(yùn)動軌跡規(guī)劃對決定步態(tài)參數(shù)具有決定性作用，因此需要對下肢-滑塊建立運(yùn)動學(xué)模型，下肢人機(jī)耦合模型如圖6所示。

圖6 單側(cè)下肢-滑塊耦合模型

滑塊D和滑塊E的運(yùn)動軌跡規(guī)劃決定步態(tài)控制策略，建立單側(cè)下肢-滑塊耦合模型運(yùn)動學(xué)[12]方程：

滑塊G在桿BC上表現(xiàn)為移動副，有1個自由度，所以LBE桿長時變，對LBE建立運(yùn)動學(xué)關(guān)系式：

其中，根據(jù)建立的人-機(jī)模型，人體下肢長度LAB=457mm；機(jī)器人設(shè)計參數(shù)h1=205mm，h2=600mm。

由此構(gòu)建出滑桿LBE與已知髖、膝關(guān)節(jié)角度之間的關(guān)系式。髖關(guān)節(jié)角度α和膝關(guān)節(jié)角度β的數(shù)據(jù)以仿真試驗CGA (clinical gait analysis)數(shù)據(jù)[13]作為驅(qū)動進(jìn)行分析，正常步態(tài)下兩周期的髖關(guān)節(jié)角度α和膝關(guān)節(jié)角度β與相位關(guān)系如圖7所示。

圖7 正常步態(tài)髖、膝關(guān)節(jié)角度變化曲線

將其直行步態(tài)帶入運(yùn)動學(xué)方程（6）中，最后將求得的數(shù)據(jù)導(dǎo)入到Matlab軟件進(jìn)行計算，得到理論計算兩個周期下的滑塊D和滑塊E的運(yùn)動軌跡如圖8所示。

圖8 計算求解得滑塊D和滑塊E的運(yùn)動軌跡

運(yùn)動模式通過Labview作為上位機(jī)與主控芯片進(jìn)行串口通信選擇功能，輔助行走訓(xùn)練中的運(yùn)動路徑通過PS2 joystick搖桿模塊進(jìn)行前后左后、左轉(zhuǎn)右轉(zhuǎn)的差動運(yùn)動，即通過讀取搖桿模塊的模擬量改變驅(qū)動函數(shù)的幅值條件，實現(xiàn)加減速、換向等功能。

3 樣機(jī)分析及實驗研究

搭建樣機(jī)有兩個目的，一是驗證控制策略中關(guān)節(jié)驅(qū)動函數(shù)在實際人機(jī)協(xié)作過程中的效果；二是驗證所設(shè)計的機(jī)器人是否符合人體運(yùn)動機(jī)理，是否存在相互干涉，為后續(xù)的改進(jìn)提供數(shù)據(jù)指導(dǎo)。該項目分別搭建了虛擬樣機(jī)和實物樣機(jī)，驗證了理論計算的正確性。

該研究將在Solidworks中建立人機(jī)協(xié)作三維模型導(dǎo)入到Adams中，利用Adams運(yùn)動仿真模軟件[14]對該康復(fù)機(jī)器人進(jìn)行人機(jī)耦合仿真分析，假人模型以身高為175cm的為例。圖9為在Adams中設(shè)置的連接與約束。

圖9 Adams中設(shè)置的連接與約束

在Adams軟件中，將CGA驅(qū)動數(shù)據(jù)以采用CUBSPL樣條函數(shù)驅(qū)動，在Adams中需要編寫對應(yīng)關(guān)節(jié)驅(qū)動函數(shù)，具體關(guān)節(jié)驅(qū)動函數(shù)如表1所示。

表1 關(guān)節(jié)驅(qū)動函數(shù)

機(jī)器人模型中各零件的性能參數(shù)根據(jù)物理樣機(jī)實際材料設(shè)置，人體下肢各肢體的參數(shù)根據(jù)人體慣性參數(shù)設(shè)置?；瑝KXD和滑塊XE決定了下肢欠驅(qū)動式運(yùn)動的合理性和柔順性，對康復(fù)效果起決定性作用。以機(jī)器人左側(cè)驅(qū)動關(guān)節(jié)為例，仿真后輸出滑塊XD和XE的運(yùn)動軌跡，如圖10所示。

根據(jù)圖10可以看出，仿真得出的XD和XE兩滑塊的運(yùn)動軌跡流暢順滑，兩滑塊直線位移最大不超過350mm，小于設(shè)計同步帶滑臺500mm有效位移的設(shè)計量，且無任何干涉，驗證了設(shè)計尺寸的合理性。

圖10 XD、XE的仿真運(yùn)動軌跡曲線

XD、XE的仿真位移速度曲線如圖11所示，分析其位移速度，均小于20mm/s，符合所選型的直流電機(jī)型號和同步帶參數(shù)，并為制作實物樣機(jī)提供數(shù)據(jù)支持。

圖11 XD、XE的仿真位移速度曲線

XD、XE的實驗運(yùn)動軌跡曲線如圖12所示，實驗平臺通過LabView搭建康復(fù)系統(tǒng)的上位機(jī)[15]，通過藍(lán)牙串口通信與STM32ZET6單片機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸控制，歐姆龍E6B2編碼器聯(lián)結(jié)在同步帶滑臺輸出軸上，記錄并計算出滑塊的實時位移情況，將其記錄下來，并與仿真數(shù)據(jù)進(jìn)行比較分析。

圖12可以看到，驅(qū)動髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)運(yùn)動的滑塊XD和XE在仿真環(huán)境下和實驗測試環(huán)境下具有高擬合度、相似性，滑塊XD的實驗運(yùn)動軌跡均略高于仿真軌跡，滑塊XE的實驗運(yùn)動軌跡分布于仿真軌跡上下，但與仿真結(jié)果成正比例，分析誤差主要原因為機(jī)械損耗和人體運(yùn)動的差異性。符合實驗預(yù)期，驗證了理論計算和控制策略的正確性。

圖12 XD、XE的實驗運(yùn)動軌跡曲線

4 討論

針對偏癱患者的增多和康復(fù)成本的日益提高，該研究提出了基于動態(tài)減重的下肢康復(fù)機(jī)器人。分析目前各科研院所、高校在該領(lǐng)域關(guān)鍵技術(shù)的研究進(jìn)展[16]，大多以穿戴式的外骨骼康復(fù)機(jī)器人、多種傳動助力方式、腦機(jī)結(jié)合控制機(jī)器人為主，但是，目前大部分研究成果仍然停留在實驗層面?？偨Y(jié)原因，主要由高研發(fā)成本引起的高售價，剛性連桿與多自由度的人體易導(dǎo)致人機(jī)系統(tǒng)不穩(wěn)定，穿戴舒適感性不佳導(dǎo)致的。

該文設(shè)計的康復(fù)機(jī)器人具有輔助患者在減重中步行、在步行中康復(fù)，在真實的路況環(huán)境下減重輔助行走更有利于患者康復(fù)，根據(jù)患者的不同步行能力提供相應(yīng)的行走訓(xùn)練策略，幫助腦卒中患者重新獲得步行功能。搭建虛擬樣機(jī)進(jìn)行仿真分析，并得到了實驗驗證，實驗結(jié)果表明此下肢康復(fù)機(jī)器人符合設(shè)計預(yù)期，并為以后的臨床研究提供了重要參考依據(jù)。在下一階段，該研究將繼續(xù)完善控制系統(tǒng)，引入模糊自適應(yīng)阻抗控制，開展基于腦電和肌電的混合腦機(jī)接口的研究，提高康復(fù)機(jī)器人的人機(jī)協(xié)同性，從而進(jìn)一步來提高康復(fù)效率、完善訓(xùn)練功能，以實現(xiàn)患者更好的康復(fù)訓(xùn)練。