程 帆，董宇欣

(延安大學(xué) 物理與電子信息學(xué)院，陜西 延安 716000)

0 引言

當(dāng)前上肢康復(fù)機(jī)器人訓(xùn)練模式主要有被動式和主動式兩種，活動性訓(xùn)練分為強(qiáng)化訓(xùn)練和阻抗訓(xùn)練，是實現(xiàn)運(yùn)動康復(fù)的主要方法之一[1]。積極鍛煉的臨床作用主要是維持肌肉的彈性和收縮力，機(jī)械地刺激肌肉受體，提高運(yùn)動能力，增強(qiáng)心肺功能。常規(guī)主動訓(xùn)練主要有徒手訓(xùn)練和阻力訓(xùn)練[2]。醫(yī)生在訓(xùn)練過程中，首先要根據(jù)患者的具體情況確定訓(xùn)練目標(biāo)，然后指導(dǎo)患者完成指定動作。如有需要，醫(yī)生應(yīng)保護(hù)或幫助病人?？棺枧嘤?xùn)主要通過人工或機(jī)械手段，醫(yī)師需要根據(jù)病人的情況和自己的經(jīng)驗來確定阻力的大小，方向和頻率。根據(jù)上肢阻抗參數(shù)，采集人體表面肌電信號，檢測人體活動意圖，控制機(jī)器人運(yùn)動[3]。以往通過采集人體表面肌電信號檢測人體運(yùn)動意圖估計，可用于控制上肢康復(fù)機(jī)器人，雖然生理學(xué)信號直接反映人體主動運(yùn)動意圖，但采集困難，信號受外界影響大，準(zhǔn)確性差，學(xué)習(xí)成本高，直接使用困難；基于力/位置傳感器的方法通過對人體上肢的主動力和運(yùn)動進(jìn)行檢測，建立了上肢與機(jī)器人關(guān)節(jié)間的力矩映射模型，以判斷人的活動意圖。與生理信號相比，力/位置信號的采集更加可靠，但要通過人機(jī)系統(tǒng)動力學(xué)模型就可以獲得人體的主動力，對于動力學(xué)建模和參數(shù)識別的要求很高，并且上肢患者在持續(xù)穩(wěn)定地控制力量和動作時，所獲得的信號也會引起震顫、停頓等異?，F(xiàn)象。為了解決這一問題，提出了基于力阻抗模型的上肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計。

1 系統(tǒng)設(shè)計

根據(jù)對人體解剖學(xué)的了解以及上述康復(fù)機(jī)器人設(shè)計要求，提出了一種上肢機(jī)器人康復(fù)系統(tǒng)，如圖1所示。

圖1 上肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)結(jié)構(gòu)設(shè)計

治療員根據(jù)臨床上偏癱病人的診斷，設(shè)置康復(fù)機(jī)器人的工作任務(wù)。主機(jī)集多傳感器信息于一體，實時計劃作業(yè)。該康復(fù)機(jī)器人接受并完成工作任務(wù)，驅(qū)動患者患肢進(jìn)行不同類型和強(qiáng)度的運(yùn)動訓(xùn)練，以達(dá)到在不同康復(fù)階段目標(biāo)明確的康復(fù)訓(xùn)練[4]。上肢康復(fù)機(jī)器人康復(fù)系統(tǒng)的硬件平臺，包括4個部分：上肢康復(fù)機(jī)械手的控制系統(tǒng)、感應(yīng)系統(tǒng)和機(jī)器人安裝系統(tǒng)：康復(fù)機(jī)械手接收到的直接針對患有肢體偏癱的患者的指令控制系統(tǒng)，以及通過驅(qū)動影響肢體動作訓(xùn)練實現(xiàn)不同模式的動作；感測系統(tǒng)監(jiān)測人體運(yùn)動信息，包括人體運(yùn)動肌電信號和關(guān)節(jié)扭矩信息，實時提供控制指令；控制系統(tǒng)綜合治療者的康復(fù)計劃和感測信息，驅(qū)動康復(fù)機(jī)器人手臂進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。

1.1 單片機(jī)控制器選取

下位機(jī)控制系統(tǒng)中，主單片機(jī)需要與從單片機(jī)和上位機(jī)通信。它要求主控單片機(jī)包括兩個獨立的串行通信模塊，對傳輸速度和運(yùn)算速度都有嚴(yán)格的要求；另外，主單片機(jī)還需要承擔(dān)主動和阻抗工作模式下的力敏傳感器實時采集任務(wù)，包括AD轉(zhuǎn)換和數(shù)字濾波處理[5]。鑒于外圍 AD轉(zhuǎn)換模塊和濾波模塊復(fù)雜且不同步，固定選擇單片機(jī)本身至少要有8路 AD轉(zhuǎn)換功能[6]。根據(jù)上述要求，選擇了 STC公司12CSA60S2系列單片機(jī)，并用LQFP-44標(biāo)準(zhǔn)封裝。這種單片機(jī)具有以下特點：

單鐘周期(1T)，工作頻率可達(dá)35 MHz，帶有62 kBitROM和1 280 BitRAM，與8051指令兼容，內(nèi)部集成8路10位 AD轉(zhuǎn)換器，最高轉(zhuǎn)換速度250 k/s，雙串口，4個16位定時器，通用 I/O口，P4口，ISP/IAP功能共40個。并在單片機(jī)上進(jìn)行了優(yōu)化控制，以適應(yīng)高干擾環(huán)境[7]。選用11.059 2 MHz的工作頻率時，AD轉(zhuǎn)換速度大約為80 000次/秒，而上肢中8個力敏元件的轉(zhuǎn)換時間大約為0.1毫秒，完全符合要求。

1.2 上肢康復(fù)機(jī)器人機(jī)械本體

對上肢病人來說，康復(fù)替代裝置的目標(biāo)是完成人體的功能運(yùn)動，其方法也更為多樣。外骨科康復(fù)機(jī)器人充分體現(xiàn)了人機(jī)交互技術(shù)發(fā)展的特點：多維信息交換、多信道和雙向性[8]。外骨周圍的結(jié)構(gòu)類似于穿在患者上肢外部的外衣，對患肢不同損傷程度、不同恢復(fù)時間的患者進(jìn)行全方位支持康復(fù)訓(xùn)練，具有良好的耐磨性和操作舒適性。作為一種臨床應(yīng)用設(shè)備，上肢康復(fù)機(jī)器人需要盡可能緊湊的整體結(jié)構(gòu)，盡可能選擇小的尺寸，以減少機(jī)器人本身的視覺沉重和使用者的排斥情緒[9-11]。外型上肢康復(fù)機(jī)器人尺寸適中、結(jié)構(gòu)緊湊、肩部自由彎曲/伸展、內(nèi)收驅(qū)動電機(jī)均連接機(jī)構(gòu)、雙鋼輪諧波減速器動力放大、肘部自由彎曲和伸展驅(qū)動電機(jī)方法與肩關(guān)節(jié)相似，采用椎齒輪傳動系統(tǒng)來改變驅(qū)動力方向。圖2為機(jī)械臂肘部結(jié)構(gòu)圖。

圖2 機(jī)械臂肘部結(jié)構(gòu)圖

腕屈自由度驅(qū)動裝置隱藏在空心把手內(nèi)，由同步帶驅(qū)動。結(jié)構(gòu)示意圖如圖3所示。

圖3 機(jī)械臂腕部結(jié)構(gòu)圖

本發(fā)明結(jié)構(gòu)簡單，結(jié)構(gòu)緊湊。銀白兩色能增加美感和病人的接受程度。

1.3 上肢康復(fù)機(jī)器人的安裝架設(shè)計

該安裝架的設(shè)計主要考慮以下方面：(1)安裝架的結(jié)構(gòu)應(yīng)充分考慮人體的位置、姿態(tài)及舒適度要求，不得影響機(jī)器人的運(yùn)動空間；(2)確保懸臂梁的剛度，減少機(jī)器人運(yùn)動時振動；(3)在安裝架上平衡機(jī)器人，確保機(jī)器人安裝后的穩(wěn)定性；(4)裝框方便移動。該康復(fù)機(jī)器人配備了一個支架系統(tǒng)，可提升和下降重量。手舉式推力支架移動系統(tǒng)；使用平衡塊底部的橡膠與地面摩擦固定系統(tǒng)來放下。同時，底部配重的橡膠也可以作為吸振系統(tǒng)。在手動輪盤上安裝框架驅(qū)動絲杠旋轉(zhuǎn)，以及在康復(fù)機(jī)器人抬起、放下的指導(dǎo)下安裝框架，根據(jù)病人的需要調(diào)整訓(xùn)練期間不同高度。另外，通過調(diào)整康復(fù)機(jī)器人的姿態(tài)以及安裝懸臂梁的旋轉(zhuǎn)，可以使左右偏癱患者都能得到滿足。座椅側(cè)扶手還可以插入，在訓(xùn)練期間可以為對面肢體的其他部分提供舒適的支撐[12]。

1.4 受力數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)設(shè)計

受累肢體與機(jī)械手末端接觸力的采集是上肢康復(fù)機(jī)器人工作過程中不可缺少的一部分，對整個機(jī)器人控制系統(tǒng)的開發(fā)具有重要意義。機(jī)械臂與受控肢體之間的接觸力是控制系統(tǒng)的核心反饋參數(shù)，也是控制系統(tǒng)的輸入?yún)?shù)。在力反饋作用下，實時重新規(guī)劃機(jī)器人的路徑是實現(xiàn)主動模式和阻抗模式的核心思想。

1.4.1 力傳感器選擇

力敏傳感器是將物理力信號轉(zhuǎn)換成電信號的專用傳感器。其原理是把材料受力后的彈性變形，轉(zhuǎn)化為水平變化信號。通過對電平信號的采集和變換，可對傳感器施加的力進(jìn)行間接測量。電阻式應(yīng)變儀是工業(yè)和科學(xué)研究中最常用的力傳感器，其結(jié)構(gòu)安裝簡單，使用方便，可靠性高。

選擇BF-350型電阻為350歐姆的應(yīng)變片進(jìn)行試驗，材料的應(yīng)變電阻特性使其在使用過程中受溫度的影響較大。為提高測量精度，應(yīng)將兩塊應(yīng)變片同時貼在材料上，分別貼在敏感方向和非敏感方向。應(yīng)變片在應(yīng)變測料的靈敏方向上起到測量作用，應(yīng)作為溫度補(bǔ)償作用。

1.4.2 力信號放大電路設(shè)計

該電阻片的電阻值變化很小，將導(dǎo)致傳感器輸出的電平信號太小，無法直接作為 AD轉(zhuǎn)換電路外圍電路的輸入。所以在 AD轉(zhuǎn)換測量之前，必須將傳感器輸出的電平信號放大。為實現(xiàn)放大倍率的最大化，采用電橋?qū)鞲衅鞯碾娦盘栠B接到放大處理電路中，如圖4所示。

圖4 電阻應(yīng)變片橋接電路

為確保放大效率和穩(wěn)定性，設(shè)計了兩個傳感器輸入接口的放大電路。RV1是橋電路的平衡電阻，確保兩個橋臂電壓平衡。限流電阻是R1,R2，阻值是1 k，功率是2 W。三、四級是放大器的輸入電阻。三口插座J1，其中引腳2為基準(zhǔn)接地，引腳1和3的連接電阻應(yīng)采用變阻器。而RS1為溫度補(bǔ)償片，RS2為溫度補(bǔ)償片。供電電壓5伏。在 RS 1應(yīng)變片達(dá)到最大彈性變形時，即在最大壓力作用下，阻力值達(dá)到0.5 Ω最大變化時，輸出電壓為1.82 mV。以 TTL或SV電平為例，在單片機(jī)正常工作的情況下，可獲得放大電路的放大率。針對單次放大引起的信號失真問題，采用基于OP07放大器的二級放大運(yùn)放電路。

2 軟件設(shè)計

2.1 基于力阻抗控制策略

力阻抗控制是機(jī)器人進(jìn)行接觸作業(yè)的一種基本控制方法，該方法能夠控制機(jī)器人與外界環(huán)境之間的動態(tài)交互，即阻抗控制的對象是給定的動態(tài)目標(biāo)模型，而非跟蹤控制系統(tǒng)給出的目標(biāo)信號。另外，在一定條件下，利用力阻抗控制實現(xiàn)理想的力。二階微分方程表達(dá)了機(jī)器人目標(biāo)阻抗模型：

W=Z(x0-x)+ε(x0-x)+γ(x0-x)=Ze+εe+γe

(1)

因為在訓(xùn)練過程中，病人手臂的恢復(fù)速度很低，所以控制系統(tǒng)忽略了加速度、向心力矢量和柯瑞爾矢量的影響。此外，由于機(jī)器人的工作平面是水平面，因此無需考慮系統(tǒng)中重力的影響。系統(tǒng)的控制方程式是：

(2)

在力阻抗控制的基礎(chǔ)上，使機(jī)器人在實際應(yīng)用中達(dá)到較低的位置控制精度，但在訓(xùn)練過程中要求機(jī)器人具有舒適性和穩(wěn)定性，不要求有很高的位置精度。另外，在受力內(nèi)環(huán)控制模型框圖中，采用了 PID控制器。這樣做的目的是消除力環(huán)閉合的力誤差。當(dāng)無力信號(F=0)出現(xiàn)時，PID控制器可以對位置和速度進(jìn)行調(diào)節(jié)。

2.2 人機(jī)交互控制奇異位形設(shè)計

從公式(2)可看出，機(jī)器人運(yùn)動出現(xiàn)奇異位形時，變換矩陣行向量或列向量線性變化所引起的，奇異位形如圖5所示。

圖5 上肢康復(fù)機(jī)器人奇異位形圖分析

由圖5可知，L1表示上肢康復(fù)機(jī)器人臂前臂等效桿長；L2表示上肢康復(fù)機(jī)器人臂上臂等效桿長。為改善奇異位形情況，在奇異位形附近關(guān)節(jié)角速度指令直接由各個關(guān)節(jié)力矩阻尼控制得到。因此，在上肢康復(fù)運(yùn)動過程中每個伺服周期中，采集各個關(guān)節(jié)角度后，實時確定引發(fā)各個關(guān)節(jié)角速度指令，并獲取控制指令傳送給各個關(guān)節(jié)控制器控制各個關(guān)節(jié)交流伺服電機(jī)實現(xiàn)角速度輸出，驅(qū)動上肢康復(fù)機(jī)器人實現(xiàn)對患者患肢主動式康復(fù)訓(xùn)練。

軟件部分的整體流程圖如圖6所示。

圖6 軟件實現(xiàn)流程圖

如圖6所示，在C++軟件實現(xiàn)上肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)編程，首先引入二階微分方程，構(gòu)建機(jī)器人目標(biāo)阻抗模型，當(dāng)檢測到機(jī)器人阻抗力為0時，采用PID控制器對其位置和速度進(jìn)行調(diào)節(jié)，并采用力矩阻尼控制奇異位形，最終得到機(jī)器人各關(guān)節(jié)角速度，實現(xiàn)基于力阻抗模型的上肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計。

3 實驗分析

為驗證基于力阻抗模型的上肢康復(fù)機(jī)器人交互式控制系統(tǒng)設(shè)計的合理性，進(jìn)行了實驗驗證與分析。

3.1 實驗方式

以健康人代替病人來做實驗：首先，實驗者把手放在機(jī)器人的末端，在控制系統(tǒng)的控制下，機(jī)器人會按計劃的軌跡帶動實驗者的手臂，手對手柄的作用力小于一定值時，力傳感器的信號為0，使機(jī)器人的運(yùn)動軌跡不發(fā)生變化；手對力傳感器扭矩較大，且力信號f不為0時，將其引入控制系統(tǒng)，使力環(huán)自動關(guān)閉，使機(jī)器人的運(yùn)動軌跡偏離預(yù)定軌跡，當(dāng)實驗者對受力進(jìn)行補(bǔ)償后，機(jī)械手就能恢復(fù)控制系統(tǒng)所給的軌跡，實現(xiàn)上肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的運(yùn)動。

3.2 實驗結(jié)果與分析

對機(jī)器人力信號反饋機(jī)器人直線運(yùn)動位置跟蹤、旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)位置跟蹤和伸縮關(guān)節(jié)位置跟蹤情況展開分析，分別使用采集人體表面肌電信號控制系統(tǒng)W1、基于力/位置傳感器控制系統(tǒng)W2和基于力阻抗模型系統(tǒng)W3對這3種位置跟蹤精準(zhǔn)度進(jìn)行對比分析，結(jié)果如圖7所示。

圖7 力信號反饋機(jī)器人位置跟蹤

由圖7(a)可知，采集人體表面肌電信號控制系統(tǒng)和基于力/位置傳感器控制系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)值相差較大，而使用基于力阻抗模型系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)值位置跟蹤誤差較小，當(dāng)橫向運(yùn)動為100 mm時，W1系統(tǒng)縱向運(yùn)動與標(biāo)準(zhǔn)值相差60 mm；當(dāng)橫向運(yùn)動為120 mm時，W2系統(tǒng)縱向運(yùn)動與標(biāo)準(zhǔn)值相差40 mm；當(dāng)橫向運(yùn)動為80 mm時，W3系統(tǒng)縱向運(yùn)動與標(biāo)準(zhǔn)值相差5 mm。

由圖7(b)可知，當(dāng)時間為4 s時，采集人體表面肌電信號控制系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)位置跟蹤與標(biāo)準(zhǔn)值相差較大，最大誤差為1.3°；基于力/位置傳感器控制系統(tǒng)位置跟蹤與標(biāo)準(zhǔn)值相差也相對較大，最大誤差為0.7°；使用基于力阻抗模型系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)位置跟蹤與標(biāo)準(zhǔn)值一致，而當(dāng)時間為12 s時，與標(biāo)準(zhǔn)值相差較大，最大誤差為0.2°。

由圖7(c)可知，使用3種系統(tǒng)伸縮關(guān)節(jié)位置跟蹤結(jié)果與標(biāo)準(zhǔn)值相差較小，當(dāng)時間為8 s時，采集人體表面肌電信號控制系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)值相差6 mm，使用基于力/位置傳感器控制系統(tǒng)、基于力阻抗模型系統(tǒng)與標(biāo)準(zhǔn)值相差采用傳統(tǒng)兩種系統(tǒng)受到奇異位形影響，導(dǎo)致位置跟蹤結(jié)果并不精準(zhǔn)，而使用基于力阻模型設(shè)計的系統(tǒng)實現(xiàn)對機(jī)器人位置跟蹤，同時根據(jù)力阻模型將機(jī)器人從手的力信號引入到奇跡人控制系統(tǒng)之中，進(jìn)而保證力信號能夠?qū)C(jī)器人運(yùn)動位置修正補(bǔ)償。使用該系統(tǒng)可以實現(xiàn)患者對自己上肢康復(fù)訓(xùn)練目的，有利于保護(hù)患者安全。

4 結(jié)束語

分析了上肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的應(yīng)用進(jìn)展及科研成果，并對其關(guān)鍵技術(shù)進(jìn)行了深入研究，研制了一套適合病人上肢訓(xùn)練的手臂康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)。根據(jù)病人的病理特征，設(shè)計了機(jī)器人的主從式控制結(jié)構(gòu)，使病人能夠通過操縱主手控制機(jī)器人完成上肢運(yùn)動訓(xùn)練，實驗結(jié)果表明，所設(shè)計系統(tǒng)能夠?qū)崿F(xiàn)直線運(yùn)動、旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)及伸縮關(guān)節(jié)位置的精準(zhǔn)跟蹤，能夠有效應(yīng)用于上肢康復(fù)訓(xùn)練中。