聶志洋，孟巧玲，喻洪流，余 杰

（上海理工大學(xué)康復(fù)工程與技術(shù)研究所，上海 200093）

0 引言

腦卒中是一種急性、突發(fā)的腦血管疾病，具有高發(fā)病率、高致殘率、高死亡率等特點(diǎn)［1］。據(jù)2020 年發(fā)布的《中國(guó)心血管病報(bào)告2019》數(shù)據(jù)推算，我國(guó)現(xiàn)有心血管疾病患者約2.9 億，其中腦卒中患者約1 300 萬，腦卒中發(fā)病率以每年8.7%的速度增長(zhǎng)，發(fā)病后致殘率達(dá)86.5%［2］。腦卒中引起的肢體障礙給患者、家庭和社會(huì)都帶來了嚴(yán)重的負(fù)擔(dān)［3-4］。

運(yùn)動(dòng)物理治療是常見的康復(fù)治療手段之一，其主要通過人體主動(dòng)或被動(dòng)方式活動(dòng)關(guān)節(jié)和肌肉，促進(jìn)患者機(jī)體功能恢復(fù)、幫助患者調(diào)整心理狀態(tài)［5-6］。康復(fù)治療需要長(zhǎng)期、高密度的康復(fù)訓(xùn)練，傳統(tǒng)的治療方式是康復(fù)治療師一對(duì)一對(duì)患者進(jìn)行指導(dǎo)訓(xùn)練，而我國(guó)康復(fù)治療師和康復(fù)從業(yè)者嚴(yán)重不足，使得很多患者難以得到有效的康復(fù)訓(xùn)練，對(duì)康復(fù)效果產(chǎn)生極大影響［7］?？祻?fù)機(jī)器人的誕生在一定程度上緩解了康復(fù)治療師的壓力，讓越來越多的患者能接受到更好的康復(fù)治療。上肢康復(fù)機(jī)器人能使康復(fù)治療師同時(shí)兼顧多位患者［8-9］，安裝的眾多傳感器為訓(xùn)練提供詳細(xì)的量化數(shù)據(jù)，有助于對(duì)治療情況進(jìn)行評(píng)估［10］。傳感器還能用于檢測(cè)患者運(yùn)動(dòng)意圖，實(shí)現(xiàn)患者與康復(fù)機(jī)器人之間的交互。然而，由于上肢康復(fù)機(jī)器人屬于較大的康復(fù)器械，傳統(tǒng)訓(xùn)練方式是被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，長(zhǎng)期接受被動(dòng)訓(xùn)練會(huì)使患者喪失訓(xùn)練積極性，不利于腦功能重建。

人機(jī)交互技術(shù)是研究計(jì)算機(jī)系統(tǒng)和人體協(xié)同合作的技術(shù)［11］，常用的交互方式有：上位機(jī)圖形界面交互、力交互以及虛擬現(xiàn)實(shí)游戲交互等。本文研究的人機(jī)交互主要是用戶與上肢康復(fù)機(jī)器人之間的力交互，是患者感受最直接的交互方式，目的是增強(qiáng)用戶在使用過程中的體驗(yàn)感和融入感［12］。

1991 年世界首臺(tái)可在平面運(yùn)動(dòng)的上肢康復(fù)機(jī)器人在麻省理工大學(xué)面世，之后康復(fù)機(jī)器人研究如日中天［13］。其中，蘇黎世大學(xué)的ARMin上肢康復(fù)機(jī)器人擁有良好的游戲交互功能和豐富的七自由度，然而其過重的機(jī)械結(jié)構(gòu)和噪音對(duì)患者產(chǎn)生影響［14-15］；哈爾濱工業(yè)大學(xué)五自由度上肢外骨骼機(jī)器人可為患者提供主被動(dòng)式康復(fù)訓(xùn)練，但其為采用表面肌電信號(hào)采集患者意圖，存在數(shù)據(jù)不穩(wěn)定和不準(zhǔn)確問題［16］；美國(guó)特拉華大學(xué)的機(jī)器人擁有豐富的自由度，且采用輕便的繩索驅(qū)動(dòng)，但沒有解決繩索張緊問題［17］。綜上所述，現(xiàn)階段的上肢康復(fù)機(jī)器人雖發(fā)展較快，但自由度數(shù)量少、體積大、意圖檢測(cè)準(zhǔn)確率低、質(zhì)量笨重及其帶來的力交互體驗(yàn)效果不佳等問題仍未得到很好解決。本文針對(duì)這些問題設(shè)計(jì)了一款輕巧、自由度豐富、意圖檢測(cè)準(zhǔn)確、交互體驗(yàn)好的上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人。

1 實(shí)驗(yàn)樣機(jī)與功能設(shè)置

本文的力交互柔順控制系統(tǒng)以一臺(tái)三自由度的上肢外骨骼機(jī)器人為基礎(chǔ)，該上肢康復(fù)機(jī)器人具有快速左右手互換能力，且配有升降電機(jī)，適合不同體型患者使用。上肢康復(fù)機(jī)器人在結(jié)構(gòu)上采用中央驅(qū)動(dòng)式布局，最大化地減小了機(jī)械臂的體積，同時(shí)設(shè)備本身能夠移動(dòng)。此外，為了適應(yīng)不同患者的身高、姿態(tài)等情況，設(shè)置了電動(dòng)升降機(jī)構(gòu)，可以調(diào)節(jié)機(jī)械臂高度，以保證患者最舒適的訓(xùn)練位置。本設(shè)計(jì)選用的醫(yī)用升降柱行程為680mm，采用遙控控制，基本能滿足設(shè)計(jì)需求。在底部基座預(yù)留了較大空間，主要用來安放供電系統(tǒng)中的空氣開關(guān)、交流接觸器、開關(guān)電源以及主控系統(tǒng)中的硬件電路等。機(jī)械臂作為整個(gè)上肢康復(fù)機(jī)器人最重要的一環(huán)，在康復(fù)訓(xùn)練中承擔(dān)著支撐患者手臂和提供動(dòng)力的功能，本文的機(jī)械臂采用符合人體結(jié)構(gòu)的連桿結(jié)構(gòu)。上肢康復(fù)機(jī)器人的機(jī)械臂安裝在一個(gè)轉(zhuǎn)盤基座上，三自由度分別由3 臺(tái)瑞士MAXON（馬克松）直流無刷電機(jī)傳動(dòng)，并搭配MAXON EPOS2 電機(jī)驅(qū)動(dòng)器使用。電機(jī)A、電機(jī)B 分別驅(qū)動(dòng)肩關(guān)節(jié)的抬高/壓低、伸出/縮回運(yùn)動(dòng)，電機(jī)C 通過繩索傳動(dòng)帶動(dòng)肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)，如圖1 所示。整個(gè)系統(tǒng)可滿足上肢功能患者的基本康復(fù)功能需求，具備多關(guān)節(jié)聯(lián)合訓(xùn)練和單關(guān)節(jié)訓(xùn)練能力。然而，要實(shí)現(xiàn)更個(gè)性化的訓(xùn)練，實(shí)現(xiàn)柔順的力交互過程，還需要設(shè)計(jì)相應(yīng)的力交互控制方案。

Fig.1 Centrally driven upper limb rehabilitation robot圖1 中央驅(qū)動(dòng)式上肢康復(fù)機(jī)器人

2 力交互控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)

力交互方案設(shè)計(jì)旨在加強(qiáng)患者的主動(dòng)訓(xùn)練意識(shí)，提高患者參與度進(jìn)而提升康復(fù)質(zhì)量，如何使得外骨骼可以跟隨患者的運(yùn)動(dòng)意圖進(jìn)行運(yùn)動(dòng)且不對(duì)患者產(chǎn)生不適的阻力和干擾是要解決的技術(shù)問題?；颊咴谥鲃?dòng)訓(xùn)練過程中不可避免地要與機(jī)器產(chǎn)生力交互，而這種相互作用力是最直觀代表患者意圖的信號(hào)，接觸力的大小反映了患者運(yùn)動(dòng)意圖的強(qiáng)烈與否。通過對(duì)這種力信號(hào)進(jìn)行采集分析，進(jìn)行不同程度的力補(bǔ)償設(shè)定，控制對(duì)應(yīng)運(yùn)動(dòng)關(guān)節(jié)的電機(jī)產(chǎn)生補(bǔ)償力矩，使得機(jī)械臂跟隨患者的動(dòng)作進(jìn)行運(yùn)動(dòng)并進(jìn)行力補(bǔ)償，完成主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練，系統(tǒng)邏輯及設(shè)計(jì)如圖2 所示。

2.2 硬件系統(tǒng)搭建

基于上肢康復(fù)機(jī)器人在主被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練過程中的需求對(duì)力交互柔順控制系統(tǒng)硬件平臺(tái)進(jìn)行設(shè)計(jì)，包括主控MCU 選型及其外圍電路設(shè)計(jì)、供電系統(tǒng)設(shè)計(jì)、傳感器選型及主控芯片采集模塊設(shè)計(jì)。

Fig.2 Force interaction control system in active mode圖2 主動(dòng)訓(xùn)練模式下力交互控制系統(tǒng)

硬件平臺(tái)的合理設(shè)計(jì)對(duì)軟件功能和系統(tǒng)安全運(yùn)行具有重要意義。主控系統(tǒng)需要負(fù)責(zé)系統(tǒng)中所有上位機(jī)命令的接收、電機(jī)控制指令的下發(fā)、多路傳感器數(shù)據(jù)采集及內(nèi)部算法的運(yùn)算等，這些都要求充當(dāng)主控系統(tǒng)核心的芯片具有較強(qiáng)的即時(shí)運(yùn)算性能，并且有豐富的外設(shè)資源，能為系統(tǒng)提供足夠的內(nèi)部中斷和定時(shí)器。對(duì)外通訊支持RS232 串口協(xié)議和CAN 通信協(xié)議。因此，控制系統(tǒng)的主控芯片采用ST 公司的STM32F4 系列單片機(jī)STM32F407ZGT6［18］。

系統(tǒng)供電是保證整個(gè)系統(tǒng)安全運(yùn)行的基礎(chǔ)，電源系統(tǒng)的穩(wěn)定關(guān)乎整個(gè)系統(tǒng)穩(wěn)定，在供電系統(tǒng)設(shè)計(jì)時(shí)需要考慮最大安全電流、漏電保護(hù)、紋波干擾、靜電輻射等情況。本設(shè)計(jì)中各類硬件設(shè)備的工作電壓不完全相同，如直流電機(jī)及其驅(qū)動(dòng)器的額定工作電壓為24V，扭矩傳感器等采集系統(tǒng)的工作電壓為5V，MCU 所需要的工作電壓為3.3V 等。系統(tǒng) 采用3 個(gè)DC-DC 降壓電路實(shí)現(xiàn)220V 對(duì)24V 降壓、24V 對(duì)5V 降壓以及5V 對(duì)3.3V 降壓，從而滿足系統(tǒng)所有硬件的供電需求。

力交互柔順控制系統(tǒng)眾多功能實(shí)現(xiàn)依賴于外部傳感器的數(shù)據(jù)采集，主控系統(tǒng)對(duì)傳感器采集的信號(hào)處理后轉(zhuǎn)換成可以被識(shí)別的數(shù)據(jù)，由MCU 的ADC 采集接口接收。除了電機(jī)自帶的霍爾傳感器用以檢測(cè)機(jī)械臂的扭矩變化之外，為精確獲取患者作用于機(jī)械臂力的變化情況，選用SRI公司M2210A 扭矩傳感器。此傳感器最大可測(cè)量力矩50Nm，且測(cè)量誤差小于0.04Nm，能滿足上肢康復(fù)機(jī)器人在力交互過程中對(duì)力矩的控制需求。

2.3 軟件系統(tǒng)設(shè)計(jì)

在完善的硬件系統(tǒng)上進(jìn)行合理的軟件設(shè)計(jì)，能最大限度發(fā)揮硬件性能，保證系統(tǒng)順暢運(yùn)行。軟件系統(tǒng)設(shè)計(jì)包括系統(tǒng)與外部固件之間通信方式、康復(fù)訓(xùn)練軌跡規(guī)劃和力交互柔順控制算法設(shè)計(jì)，還包括傳感器數(shù)據(jù)的采集與處理、電機(jī)驅(qū)動(dòng)算法和PID 算法在系統(tǒng)中的應(yīng)用等，整體控制流程如圖3 所示。

控制系統(tǒng)整體運(yùn)行流程大體分為4 個(gè)部分：①系統(tǒng)各模塊初始化；②系統(tǒng)自檢，沒有故障則進(jìn)入等待狀態(tài)；③接收控制命令并執(zhí)行；④發(fā)送和接收數(shù)據(jù)，與上位機(jī)通信。

Fig.3 Software design flow of control system圖3 控制系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)流程

力交互主要發(fā)生在主動(dòng)模式下。主動(dòng)模式是一種患者憑借其主觀意識(shí)自主完成的康復(fù)訓(xùn)練，機(jī)械臂對(duì)患者的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)不產(chǎn)生阻礙效果，即控制機(jī)械臂始終保持對(duì)患者手臂的“跟隨”狀態(tài)。在軟件實(shí)現(xiàn)上，首先要克服上肢康復(fù)機(jī)器人機(jī)械臂自重和患者患肢自重；其次要能正確、精確地檢測(cè)患者的自由運(yùn)動(dòng)情況，控制上肢康復(fù)機(jī)器人做跟隨運(yùn)動(dòng)。

本設(shè)計(jì)中的上肢康復(fù)機(jī)器人模式所選用的電機(jī)為馬克松無刷直流伺服電機(jī)，其內(nèi)置的霍爾傳感器能精確采集電機(jī)的位置、電流、速度等信息。直流無刷伺服電機(jī)的輸出力矩大小與電機(jī)的電流呈對(duì)應(yīng)關(guān)系。設(shè)置電機(jī)的運(yùn)行模式為電流模式，伺服電機(jī)、霍爾傳感器和驅(qū)動(dòng)器形成閉環(huán)控制，通過改變電機(jī)電流的大小間接改變期望電機(jī)輸出的力矩大小［19-20］。

首先利用電流檢測(cè)患者意圖，假設(shè)患者的患肢已經(jīng)在上肢康復(fù)機(jī)器人的機(jī)械臂上固定妥當(dāng)，且經(jīng)過電機(jī)的力矩輸出已經(jīng)實(shí)現(xiàn)了重力平衡?；颊咴谠噲D動(dòng)作患肢時(shí)，會(huì)與固定的機(jī)械臂發(fā)生接觸，極其細(xì)微的動(dòng)作都會(huì)引起電機(jī)電流變化。利用電流的變化反映患者力的變化，就能實(shí)現(xiàn)對(duì)患者運(yùn)動(dòng)意圖的識(shí)別。此外，為了避免電流意圖檢測(cè)精度問題，特地引入電機(jī)扭矩傳感器檢測(cè)方式，以便更精確地對(duì)患者運(yùn)動(dòng)意圖進(jìn)行采集；其次采用PID 控制算法，讓關(guān)節(jié)快速響應(yīng)到目標(biāo)力矩［21］。

3 力交互控制實(shí)驗(yàn)

本實(shí)驗(yàn)通過對(duì)機(jī)械臂施加不同大小和方向的外力，檢測(cè)系統(tǒng)能否作出正確反應(yīng)。設(shè)置肩關(guān)節(jié)屈曲/伸展自由度上觸發(fā)的力矩值分別為0.9Nm、0.7Nm、0.5Nm、0.3Nm，調(diào)節(jié)肩關(guān)節(jié)前屈角度分別為30°、60°和120°，在以上條件下分別進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，用拉力計(jì)施加外界助力，通過電機(jī)上位機(jī)軟件記錄電機(jī)的輸出力矩，記錄助力值大小和電機(jī)輸出助力力矩大小。實(shí)驗(yàn)效果如圖4 所示。

Fig.4 Effect chart of force interaction experiment圖4 力交互實(shí)驗(yàn)效果

首先在肩關(guān)節(jié)前屈角度為30°、肘關(guān)節(jié)屈曲角度為0°時(shí)，設(shè)置觸發(fā)力矩為0.5Nm，對(duì)上肢康復(fù)機(jī)器人機(jī)械臂的肩關(guān)節(jié)施加外部助力，收集肩關(guān)節(jié)電機(jī)的力反饋數(shù)據(jù)和額外助力值大小，結(jié)果如圖5 所示。

Fig.5 Experimental data curve of force interaction圖5 力交互實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)曲線

然后在同樣的關(guān)節(jié)角度條件下，按實(shí)驗(yàn)計(jì)劃設(shè)置不同的觸發(fā)力矩重復(fù)實(shí)驗(yàn)，測(cè)試力交互情況，得到的實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表1 所示。

Table 1 Result of the force interaction experiment表1 力交互實(shí)驗(yàn)檢測(cè)結(jié)果 （Nm）

從表1 的數(shù)據(jù)可知，在助力康復(fù)訓(xùn)練時(shí)，肩關(guān)節(jié)在各前屈角度時(shí)為患者提供補(bǔ)償?shù)挠|發(fā)力矩約為0.46Nm，反向觸發(fā)力矩為0.55Nm，相應(yīng)時(shí)間在1ms 以內(nèi)，顯示本設(shè)計(jì)的力交互符合基本設(shè)計(jì)要求，能滿足實(shí)際訓(xùn)練需求。

4 結(jié)語

為解決傳統(tǒng)上肢康復(fù)機(jī)器人在力交互過程中柔順性差、使用者體驗(yàn)不佳問題，本文以中央驅(qū)動(dòng)和套索電機(jī)復(fù)合驅(qū)動(dòng)的方式，簡(jiǎn)化上肢康復(fù)機(jī)器人的機(jī)構(gòu)復(fù)雜度，減輕重量，從而減弱機(jī)器在力交互過程中的影響；其次在控制系統(tǒng)上結(jié)合電機(jī)自身的霍爾傳感器和電機(jī)編碼雙傳感器，實(shí)現(xiàn)患者運(yùn)動(dòng)意圖的精確識(shí)別；最后設(shè)計(jì)閾值觸發(fā)補(bǔ)償力矩和電機(jī)PID 控制方案，對(duì)患者訓(xùn)練進(jìn)行動(dòng)力補(bǔ)償。力交互實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示，患者在運(yùn)動(dòng)過程中只需要極小的觸發(fā)力就可帶動(dòng)上肢外骨骼進(jìn)行助力，準(zhǔn)確性高，使用效果好。本設(shè)計(jì)為整個(gè)康復(fù)訓(xùn)練動(dòng)態(tài)周期中的力交互深入研究打下了基礎(chǔ)。