羅承開，韋建軍※，王春寶,，劉銓權(quán)

（1.廣西科技大學(xué)機械與交通工程學(xué)院，廣西柳州 545000；2.深圳市老年醫(yī)學(xué)研究所，廣東深圳 518000）

0 引言

隨著我國老齡人口的增加，老齡化所引起的一系列問題也越發(fā)尖銳。我國每年腦卒中導(dǎo)致偏癱患者新增200萬，由于治療師短缺，大部分的腦卒中患者早期未得到有效的治療，使得患者的病情加劇，嚴重影響他們的生活[1]。腦卒中早期的患者由于臥床不便移動，而康復(fù)黃金期為腦卒中病發(fā)后的前3個月，所以早期介入和患者的主動參與對于患者的康復(fù)和后續(xù)的治療起到非常好的效果。治療師進行傳統(tǒng)床邊康復(fù)訓(xùn)練時，每次進行的手法與力度不相同，患者主動參與率低，且對于患者治療效果的評估很大程度上依賴治療師的臨床判斷和主觀經(jīng)驗，對病人的當前恢復(fù)現(xiàn)狀沒有得到及時和準確的判斷，使得治療師無法針對患者的康復(fù)現(xiàn)狀確定科學(xué)的治療周期。

腦卒中對于大腦以及肢體的影響如圖1所示，由于大腦受損，患者的一側(cè)肢體喪失運動能力，而另一側(cè)則正常[2-3]。反復(fù)肢體運動訓(xùn)練是促進神經(jīng)環(huán)路再生重組及加強突觸間聯(lián)系的有效途徑之一[4]。

圖1 卒中影響區(qū)域

日本筑波大學(xué)的Atsushi Tsukahara[5]研制的robot suit HAL能夠幫助完全截癱患者實現(xiàn)下肢的坐-站轉(zhuǎn)換以達到康復(fù)訓(xùn)練效果，能適應(yīng)患者的各個康復(fù)期。意大利Rimec公司研制的Fisiotek下肢被動運動訓(xùn)練器通過滑塊的往復(fù)運動來帶動人體下肢作屈伸運動，達到康復(fù)訓(xùn)練的目的。吉林大學(xué)劉坤等[6]研制的懸吊式下肢康復(fù)裝置用于輔助患者的站起康復(fù)訓(xùn)練，能夠幫助患者實現(xiàn)站立訓(xùn)練。澤普醫(yī)療的智能主被動床旁下肢康復(fù)機專為臥床患者下肢康復(fù)而設(shè)計，采用可移動的康復(fù)終端理念，實現(xiàn)床邊下肢康復(fù)的可能。具有被動、助力、主動、主被動、痙攣緩解等訓(xùn)練模式。綜上所述，目前的康復(fù)機器人大多適用于具有一定站立能力或站立能力的患者，很少有臥床患者相應(yīng)的下肢訓(xùn)練裝置，且主動參與率低。也無法對患者進行阻抗訓(xùn)練和進行信息采集及時優(yōu)化訓(xùn)練過程。

針對現(xiàn)有訓(xùn)練裝置的不足，旨在解決臥床患者難以得到有效訓(xùn)練、訓(xùn)練精度低等問題。本文提出了一種床邊下肢康復(fù)機器人，如圖2所示，采用等長二連桿機構(gòu)，實現(xiàn)患者在床邊特定區(qū)域的水平往返運動。在連桿上安裝同步帶輪，實現(xiàn)由單個電機帶動多個自由度的方式。該機器人結(jié)構(gòu)簡單、能適應(yīng)不同身高的患者，并提供多種訓(xùn)練模式，能實時采集患者訓(xùn)練數(shù)據(jù)及時優(yōu)化。

圖2 總體方案

1 設(shè)計要求

人體下肢是由髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)以及大腿、小腿和足組成[7-8]，人體下肢的運動即為骨骼繞著相應(yīng)的關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動。如圖3所示。

圖3 人體下肢模型

患者康復(fù)訓(xùn)練時，人體下肢各個關(guān)節(jié)的角度在變化，患者康復(fù)訓(xùn)練時下肢關(guān)節(jié)的角度變化范圍應(yīng)該在關(guān)節(jié)運動范圍之內(nèi)，否則在康復(fù)訓(xùn)練時會造成損傷。人體下肢髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)在矢狀面的運動角度如表1所示[9]。

表1 人體下肢各關(guān)節(jié)活動范圍

由于人體的差異，因此在設(shè)計時應(yīng)再考慮到患者的腿部的具體參數(shù)。根據(jù)GB 10000—88中給出我國成年人下肢參數(shù)?？祻?fù)機器人涉及參數(shù)如表2所示。

表2 人體下肢相關(guān)參數(shù)

由百分位數(shù)可知，中國男性成年人的身高位于1 678～1 754 mm的人數(shù)最多，達到40%。為提高其適用性和基于機構(gòu)運動可靠性考慮，現(xiàn)在選取身高為1 754 mm的患者，即大腿長度為496 mm、小腿長度為396 mm作為相應(yīng)機構(gòu)尺寸設(shè)計參考。

2 機構(gòu)設(shè)計

2.1 確定方案

研究表明，腿部的屈伸以及伴隨著的踝關(guān)節(jié)與髖關(guān)節(jié)的運動，可以提高靜脈回血壓力[10]，加速患者腿部功能的康復(fù)，使僵硬的腿部肌肉變得靈活[11]?？傮w方案如圖4所示。

圖4 機構(gòu)總體方案

傳動機構(gòu)的方案設(shè)計如圖5所示，原動件運動方向如圖中箭頭所示，采用傳動比為i=-1的傳動方式，即同步帶輪Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、Ⅳ的齒數(shù)滿足如下關(guān)系式：

圖5 傳動機構(gòu)方案

2.2 確定結(jié)構(gòu)尺寸

康復(fù)訓(xùn)練結(jié)構(gòu)簡圖（單側(cè)）如圖6所示，小腿的長度LCD=396 mm，大腿的長度LDF=496 mm，當訓(xùn)練處于屈膝極限狀態(tài)時，膝關(guān)節(jié)活動的最小角度β=35°。

圖6 康復(fù)訓(xùn)練結(jié)構(gòu)簡圖

由余弦定理有：

當訓(xùn)練處于伸膝極限狀態(tài)時，β=180°，此時LCF=892 mm，在伸膝與屈膝狀態(tài)下LCF的差值等于606 mm。設(shè)初始角度β=60°，故訓(xùn)練時要達到膝關(guān)節(jié)的極限位置，則轉(zhuǎn)動臂的設(shè)計尺寸不應(yīng)小于606 mm。此時機構(gòu)執(zhí)行末端在水平方向上的位移為606 mm。將轉(zhuǎn)動臂的尺寸L設(shè)計為606 mm。在實際的康復(fù)訓(xùn)練中，很少對膝關(guān)節(jié)的極限位置進行訓(xùn)練，即伸膝極限狀態(tài)的訓(xùn)練，可適當調(diào)節(jié)初始角度β的角度值，即可實現(xiàn)在膝關(guān)節(jié)運動范圍內(nèi)的任意角度的訓(xùn)練。

2.3 總體結(jié)構(gòu)設(shè)計

床邊下肢康復(fù)機器人總體設(shè)計如圖7所示。主要由小車、升降柱、絲杠調(diào)節(jié)組件和相同的左、右訓(xùn)練機構(gòu)組成。此設(shè)計能使患者通過左訓(xùn)練機構(gòu)和右訓(xùn)練機構(gòu)對患者下肢進行康復(fù)訓(xùn)練，而且還能夠根據(jù)設(shè)置在腳踏板上的壓力傳感器采集到的受力狀況，及時優(yōu)化訓(xùn)練過程。進行康復(fù)訓(xùn)練時，由治療師推動該機器人置于病床床尾處與病床固定，并將患者的足部置于腳踏板上由綁帶綁緊。

圖7 下肢康復(fù)機器人總體結(jié)構(gòu)

該下肢康復(fù)機器人具有主動、被動兩種訓(xùn)練模式，可根據(jù)下肢肌力的大小選擇不同的訓(xùn)練模式[12]，腦卒中前期的患者，下肢大多沒有運動能力，需進行被動訓(xùn)練，由電機驅(qū)動轉(zhuǎn)動臂轉(zhuǎn)動帶動患者下肢運動?？祻?fù)訓(xùn)練中后期，下肢的運動能力有所恢復(fù)，可采取主動訓(xùn)練，通過患者下肢肌力克服電機阻力運動，達到訓(xùn)練的目的。也可以采取健患側(cè)結(jié)合訓(xùn)練。

康復(fù)機器人（單側(cè)）具有3個自由度：電機驅(qū)動使得腳踏板沿X軸水平方向的往返運動，實現(xiàn)患者的伸屈膝訓(xùn)練；搖動手輪可沿著Y軸水平方向運動，可調(diào)節(jié)距離以適應(yīng)患者不同寬度的骨盆，且對于腦卒中早期不宜移動的臥床患者，也可適當?shù)恼{(diào)節(jié)距離使其能在正確的位置做康復(fù)訓(xùn)練；升降柱可沿著Z軸豎直方向升高或降低，可用于患者康復(fù)后期加大對髖關(guān)節(jié)的訓(xùn)練力度和適當?shù)卣{(diào)整患者足部的高度。

2.4 轉(zhuǎn)動臂設(shè)計

在康復(fù)訓(xùn)練過程中，為了避免轉(zhuǎn)動臂之間產(chǎn)生干涉，將靠近床一端的轉(zhuǎn)動臂設(shè)計成L型，其三維模型如圖8（a）所示，L型轉(zhuǎn)動臂的兩端分別與U型轉(zhuǎn)動臂和腳踏板連接。轉(zhuǎn)動臂之間可相對旋轉(zhuǎn)。

圖8 轉(zhuǎn)動臂總體設(shè)計

在與L型轉(zhuǎn)動臂連接的另一端設(shè)計有U型轉(zhuǎn)動臂，在U型槽內(nèi)安裝有同步帶輪。U型轉(zhuǎn)動臂的一端與固定座連接，可繞著固定座做回轉(zhuǎn)運動。當電機驅(qū)動U型轉(zhuǎn)動臂轉(zhuǎn)動時，使得同步帶輪帶動L型轉(zhuǎn)動臂轉(zhuǎn)動。當進行被動訓(xùn)練時（由屈膝到伸膝），具體傳動關(guān)系如圖8（b）所示。

在U型槽中安裝同步帶輪處自上而下標記為傳動軸Ⅰ、傳動軸Ⅱ、傳動軸Ⅲ，下面將對其進行討論。

（1）傳動軸Ⅰ

傳動軸Ⅰ安裝有同步帶輪Ⅰ，通過鍵將扭矩傳遞到L型轉(zhuǎn)動臂，兩端加工有螺紋孔，由螺釘固定端蓋防止L型轉(zhuǎn)動臂軸向竄動，其剖視圖如圖9所示。

圖9 傳動軸Ⅰ

（2）傳動軸Ⅱ

傳動軸Ⅱ的剖視圖如圖10所示，同步帶輪Ⅱ和同步帶輪Ⅲ由螺栓連接同步轉(zhuǎn)動，軸的兩端加工有螺紋孔，由螺釘固定在U型槽內(nèi)。

圖10 傳動軸Ⅱ剖視圖

（3）傳動軸Ⅲ

傳動軸Ⅲ與同步帶輪Ⅳ通過螺釘固定，傳動軸Ⅲ在右端由螺釘連到在固定座上。電機輸出軸通過鍵傳遞扭矩到U型轉(zhuǎn)動臂，從而帶動同步帶輪轉(zhuǎn)動，其轉(zhuǎn)動關(guān)系如圖11。

圖11 傳動軸Ⅲ

3 運動學(xué)分析

下肢二連桿運動模型如圖12所示，L1、L2分別U型轉(zhuǎn)動臂、L型轉(zhuǎn)動臂長度。s為OB的長度。θi（i=1，2）為桿OA與桿AB與水平方向的夾角。

由圖12所示封閉的矢量三角形OAB可寫出其矢量方程：

圖12 下肢二連桿運動模型

其復(fù)數(shù)形式表示為：

由歐拉公式eix=cos（x）+isin（x）得

將式（5）關(guān)于時間求導(dǎo)，得：

式中：ω1、ω2、ν分別為桿OA的角速度、桿AB的角速度和末端的速度。

由式（6）再對時間求導(dǎo)，整理可得：

式中：a2、a1、a2分別為桿OA的角加速度、桿AB的角加速度和機構(gòu)末端的加速度。

4 信息采集與仿真分析

4.1 試驗對象信息采集

本研究隨機選取10名腦卒中患者作為研究對象，其基本信息如表3所示，這些試驗者均是自愿參加試驗，且了解試驗?zāi)康募霸囼灧椒ā?/p>

表3 受試者基本信息

圖13所示為腦卒中患者模擬下肢康復(fù)訓(xùn)練過程（患側(cè)），由于大腦損傷，腦卒中患者下肢的運動能力遠不如健康者。

圖13 患者試驗過程

試驗采集以下患者數(shù)據(jù)如表4所示，即患者完成一次屈膝∕伸膝所需要的時間，患者做6次伸膝∕屈膝，分別記錄所需要的時間，取平均數(shù)。由表可知，腦卒中患者下肢屈膝∕伸膝的頻率大約為6 s∕次，其中患者E和患者G為高度偏癱且肌張力過高，下肢主動訓(xùn)練無法完成。

表4 被測對象完成一次屈膝/伸膝所需時間s

4.2 被動訓(xùn)練時的人機學(xué)模型仿真分析

在腦卒中患者的被動訓(xùn)練中，調(diào)整U型轉(zhuǎn)動臂角度α=60°，患者處于屈膝狀態(tài)?；颊呖祻?fù)訓(xùn)練時，由屈膝到伸膝。當α=80°，患者完成伸膝訓(xùn)練，開始進行屈膝訓(xùn)練，當α=60°患者完成屈膝訓(xùn)練。利用SolidWorks建立人機學(xué)模型并進行運動仿真分析。選取百分位數(shù)最大的成年男性（身高1 754 mm，大腿長度為496 mm，小腿長度為396 mm）為研究對象。在SolidWorks中建立的人機學(xué)模型，如圖14所示。

圖14 被動訓(xùn)練時人機學(xué)模型

當患者進行訓(xùn)練的頻率為10次∕min時，即患者做一次屈膝∕伸膝訓(xùn)練時間為6 s時，由傳動關(guān)系添加驅(qū)動，患者進行被動訓(xùn)練時，設(shè)定電機的輸出角速度ω=10 sin（-πt/3），t∈（0~6）。仿真時間為6 s。

康復(fù)訓(xùn)練時，患者的足部與腳踏板由綁帶固定，其速度與加速度曲線如圖15所示。從圖中可以看出，患者足部在水平方向上的運動平緩，加速度并無突變現(xiàn)象，速度的平均值132 mm∕s，峰值為198 mm∕s。正常成年人的步頻為90~120 steps∕min，步行時足部在垂直方向上的平均速度約為200 mm∕s，康復(fù)機器人訓(xùn)練速度峰值小于正常人步行時在豎直方向的平均速度，不會對患者的腿部造成不適。腦卒中患者下肢在康復(fù)初期普遍肌張力較高，可適當將訓(xùn)練速度調(diào)小，隨著下肢運動功能的恢復(fù)，康復(fù)中后期可將訓(xùn)練參數(shù)調(diào)整至正常人的步態(tài)參數(shù)訓(xùn)練。

圖15 機構(gòu)末端速度、加速度曲線

在訓(xùn)練過程中，患者的關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)的角度變化如圖16所示。膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)角度變化范圍分別為（55°~134°）和（25°~51°），由表1所示的下肢關(guān)節(jié)活動角度可知，均在各關(guān)節(jié)活動變化范圍內(nèi)，不會對患者造成二次損傷。

圖16 膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)活動角度

為了讓患者在使用康復(fù)機器人時感到舒適，應(yīng)盡量減少對膝關(guān)節(jié)的沖擊力，如圖17所示。膝關(guān)節(jié)加速度與角加速度，角加速度的最小值為-36（°）∕s2，角加速度最大值為88（°）∕s2。角加速度連續(xù)變化，不存在突變的情況，由此表明，該康復(fù)機器人具有較強的穩(wěn)定性。

圖17 膝關(guān)節(jié)角速度、角加速度曲線

5 結(jié)束語

本文研究了一種床邊下肢康復(fù)機器人。在保證對患者不會造成二次傷害的前提下，實現(xiàn)了對患者的下肢進行被動訓(xùn)練、主動訓(xùn)練和健患側(cè)結(jié)合訓(xùn)練等，解決了早期中風患者由于臥床下肢無法得到有效訓(xùn)練的問題。對機器人進行了詳細的結(jié)構(gòu)設(shè)計。建立人機學(xué)模型進行仿真分析，驗證了該康復(fù)機器人可靠性與平穩(wěn)性，更加符合人體下肢關(guān)節(jié)訓(xùn)練康復(fù)的需求。未來的工作將完善結(jié)構(gòu)設(shè)計及控制系統(tǒng)；此外，還將加工裝配該康復(fù)機器人并進行試驗，驗證該下肢康復(fù)機器人的有效性。