王陳瑁，楊志鴻，汪 濤，管小榮

(南京理工大學 機械工程學院，江蘇 南京 210094)

近年來腦卒中病人的數(shù)量逐年增長，且該疾病對患者的人身健康和生活有很大危害，約70%的腦卒中存活者會出現(xiàn)不同程度的肢體功能障礙[1]，其中手功能受損會給患者的生活帶來不便。傳統(tǒng)康復治療手段的主要依據(jù)是康復醫(yī)療學中讓患肢的持續(xù)性被動運動(CPM)理論[2]，但因醫(yī)師訓練效率較低，人力成本較高，并沒有得到廣泛的普及。

手功能康復訓練外骨骼屬于康復機器人的一種。近年來，機器人輔助康復逐漸成為醫(yī)療界和學術界的一大研究熱點[3]。手功能康復訓練外骨骼能代替?zhèn)鹘y(tǒng)康復醫(yī)師，結合先進外骨骼技術和康復理論，科學地幫助患者進行康復訓練，降低康復成本，同時能夠減少對醫(yī)師資源的占用，具有十分廣闊的發(fā)展前景。Ueki等研制的基于虛擬現(xiàn)實技術的手部康復機器人，具有18個自由度，可以通過數(shù)據(jù)手套進行雙邊康復訓練[4]。德國Otto Bock公司研制的WaveFlex Hand CPM外骨骼康復手，采用一個電機作驅動，多用于訓練四指，也可單獨訓練拇指。Leonardis等研制的BRAVO采用腱側手表面肌電信號控制外骨骼運動，具有很多優(yōu)點，但其缺點是控制不夠精確[5]。法國Kinetec公司研制的8091型便攜手部康復器,需要性能較高的伺服電機驅動，市場價格較高。北京航空航天大學研制的一款由鋼絲繩-繩套傳動的外骨骼康復手指機器人[6]，伸縮性較差，容易出現(xiàn)滑動，造成誤差的累計[7]。楊巖江研制的手功能康復外骨骼，具有電機驅動和健側驅動兩種形式，且只使用一個直線電機進行五指驅動[8]。張勤超研制的手部功能康復機器人的關節(jié)部分采用齒輪齒條平行滑動機構[9]。李朋認為，國外的手功能康復機器人更成熟一些，但價格高昂，而國內(nèi)在這方面目前還處于起步階段，沒法做到批量生產(chǎn)[10]。

從國內(nèi)外研究現(xiàn)狀看，目前的手功能康復外骨骼大多價格較高、結構復雜、較沉重、不易攜帶，因驅動少而存在訓練動作單一的缺陷。本文將結合市場需求，依據(jù)輕量化、低成本化、訓練動作多樣化等原則，在結構設計、驅動設計和控制系統(tǒng)設計中，進行靜力學、正逆運動學分析與仿真，并進行樣機實驗驗證，設計一種欠驅動連桿滑槽外骨骼，用于幫助患者進行持續(xù)被動運動性手部康復訓練。

1 外骨骼結構設計

人的手部結構如圖1所示。人的手指共有下列18個自由度：前端四指每個手指有4個自由度，其中掌指關節(jié)(MCP)具有2個軸線垂直相交的轉動自由度，近端指間關節(jié)(PIP)和遠端指間關節(jié)(DIP)各有1個自由度；大拇指在指間關節(jié)(IP)以及掌指關節(jié)各有1個自由度。

圖1 人的手部結構

人手一般情況下只能完成兩種運動，即彎曲/伸展(簡稱曲伸)運動和內(nèi)收/外展(簡稱收展)運動。能實現(xiàn)彎曲/伸展運動的主關節(jié)有指間關節(jié)和掌指關節(jié)，而能完成內(nèi)收/外展運動的主要是掌指關節(jié)。受人體手部骨骼、韌帶肌肉、肌腱等組織的結構限制，手指關節(jié)的運動不能在全范圍內(nèi)進行，各關節(jié)之間也存在一些約束，手的各MCP之間存在關聯(lián)。比如，無名指的MCP彎曲的時候，中指與小指的MCP也會出現(xiàn)一定程度的彎曲。MCP的曲伸運動和收展運動之間也存在特定的約束關系，當MCP彎曲的時候其側向外展運動的幅度會減小。

根據(jù)以上人手運動機制，設計外骨骼時，其機械結構應能帶動拇指的MCP、四指的MCP和PIP，且應為每根手指配備一部直線電機作驅動，以實現(xiàn)較為理想和豐富的康復訓練動作。

1.1 設計分析

本文設計的手部康復外骨骼整體結構如圖2所示。該外骨骼由手背部支撐板、拇指訓練模塊、四指訓練模塊和直線電機組成。它通過直線電機驅動。5個直線電機分別通過定位銷與手背部支撐板固定在一起，其中1個直線電機通過魚眼桿端軸承與拇指訓練模塊相連，另外4個直線電機通過魚眼桿端軸承與四指訓練模塊相連。

圖2 本文設計的手部康復外骨骼整體結構

拇指訓練模塊與四指訓練模塊的結構類似。這里以四指訓練模塊為例進行分析。四指訓練模塊(圖3)由固定在手背板上的第一滑槽、上連桿、中間連桿、下連桿、第一指節(jié)套兼第二滑槽、第二指節(jié)套組成。由于在各手指運動時，兩個近端指間關節(jié)之間存在約束關系，因此在機構設計時應采用欠驅動結構，用直線電機推動第一指節(jié)套兼第二滑槽在第一滑槽中按固定軌跡運動，使中間連桿在上連桿的限制下繞第一指節(jié)套兼第二滑槽與中間連桿的鉸接點逆時針轉動，從而推動下連桿，使下連桿推動第二指節(jié)套在第二滑槽中按固定軌跡運動，帶動第一指節(jié)和第二指節(jié)運動。此外，兩個圓弧滑槽的圓心應與手指關節(jié)部位重合，使訓練機構不會與手指產(chǎn)生相對滑移，以避免患者手部不適。

圖3 四指訓練模塊

拇指訓練機構主要帶動拇指掌指關節(jié)的轉動。

1.2 自由度分析

從四指訓練模塊的機構運動簡圖(圖4)可看出，機構中活動構件數(shù)n=7,低副數(shù)量PL=10，高副數(shù)量PH=0。由此可計算機構的自由度數(shù)量F，即

圖4 四指訓練模塊的機構運動簡圖

F=3n-2PL-PH=1

(1)

由自由度計算可知，主動件數(shù)量等于機構自由度數(shù)量。因此，機構能夠進行確定軌跡的運動。

1.3 力學分析

四指訓練模塊的4套訓練機構結構相同。這里以食指訓練機構為例進行分析。食指訓練機構的力學解析如圖5所示。

圖5 食指訓練機構的力學解析

圖5中，M1、M2分別為MCP、PIP能產(chǎn)生的抵抗轉矩。根據(jù)設計慣例，M1、M2可分別取值0.8 N·m、0.4 N·m。

先后對J點、桿件8、桿件7、G點、桿件6、桿件4和D點進行受力分析，可得:

(2)

式中：L2為F2對J點的力臂;L4,L5分別為F4，F(xiàn)5對G點的力臂;L6′,L1,L3′分別為F6′，F(xiàn)1，F(xiàn)3′對D點的力臂。表1所示為各力臂的取值。通過計算，可得表2所示力學分析結果。

表1 各力臂的取值 mm

表2 力學分析結果 N

分析可知，驅動力需要大于F1(其值為67.0 N)。

可根據(jù)計算結果進行驅動選型。常用的驅動類型有液壓驅動、氣動驅動、電機驅動。氣動驅動有結構簡單、方便維護的優(yōu)點，缺點是難以精確控制。液壓驅動能產(chǎn)生很大推力、體積小，但可靠性差、維修不方便。電機驅動精度高、易于維護，且輸出的力或力矩足夠帶動手部康復外骨骼之需，因此，本文選用電機驅動。

2 外骨骼運動學分析

2.1 已知電機行程后求關節(jié)轉動角度

手部康復外骨骼能帶動手指MCP和PIP的旋轉。設MCP的旋轉角度為α，PIP的旋轉角度為β。

2.1.1 求解MCP旋轉角度α

由圖4可知，在機架1、搖塊2、桿件3、桿件4組成的搖塊機構中，若α為桿件4繞D點轉動的角度，則該搖塊機構可簡化為△ACD(圖6)。

(a) 電機轉動前 (b) 電機轉動后圖6 由搖塊機構簡化的△ACD

圖6中，α可表示為△ACD中∠ADC的變化量。設AC原長為l1，電機轉動后AC的伸長量為d，AD的長度為l，CD的長度為l2，則根據(jù)余弦公式可得：

(3)

2.1.2 求解PIP旋轉角度β

從圖4中取出四邊形EDGF，建立圖7所示的四連桿EDGF結構，以D點到E點方向作為x軸正方向，設DE，DG，EF，F(xiàn)G的長度分別為l3，l4，l5，l6，且初始時，DG，GF與x軸的夾角分別為θ1，θ2，EF與x軸的夾角為θ3。根據(jù)機構運動，可設DG與x軸的夾角增大α時，GF與x軸的夾角減小φ。

圖7 四連桿EDGF結構

對閉環(huán)DEFGD應用閉環(huán)矢量法，可得：

(4)

消去θ3后假定式(4)的等號兩邊已歸一化，則推導可得：

(5)

根據(jù)圖4可建立圖8所示的四連桿GHIJ結構。

圖8 四連桿GHIJ結構

令Φ=α+φ，并以G點到J點方向作為x軸正方向，設GH，HI，IJ，GJ的長度分別為l7，l8，l9，l10，且初始時，GH，IJ與x軸的夾角分別為θ4，θ5。根據(jù)機構運動，可設GH與x軸的夾角減小Φ時，IJ與x軸的夾角增大β。

根據(jù)幾何關系可列出下列式子：

(xH-xI)2+(yH-yI)2=HI2

(6)

對閉環(huán)GHIJG應用閉環(huán)矢量法，并假定等式(6)兩邊已歸一化，則推導可得：

(7)

2.2 已知關節(jié)轉動角度后求電機行程

根據(jù)圖6，在△ACD上建立圖9所示含直角坐標系xDy的搖塊機構，并設初始時DA與x軸的夾角為θ6。隨著機構運動，DA與x軸的夾角會變?yōu)棣?+α。

圖9 含直角坐標系xDy的搖塊機構

根據(jù)幾何關系，可列出下列式子：

(xA-xC)2+(yA-yC)2=AC2

(8)

通過一定的代入、推導過程,可得出關于α的運動學方程，即

(9)

假定式(8)的等號兩邊已歸一化，則通過一定的代入、推導過程可得：

(10)

根據(jù)式(4)和Φ=α+φ，消去θ5后假定等式兩邊已歸一化，則推導可得：

(11)

根據(jù)式(9)-式(11)，可推導出關于β的運動學方程，即

(12)

3 仿真及實驗驗證

3.1 運動學仿真

首先用UG軟件建模，然后將模型導入Adams軟件，并將直線電機運動速度設定為10 mm/s，仿真時間設定為1.6 s，可進行運動學仿真。外骨骼的運動學仿真結果如圖10所示。

圖10 外骨骼的運動學仿真結果

運動學仿真得到的各手指關節(jié)活動范圍如表3所示。

表3 運動學仿真得到的各手指關節(jié)活動范圍 (°)

通過運動學仿真可知，該手部康復外骨骼可使患者手部在正常范圍內(nèi)運動，具有一定的訓練效果。

3.2 機電聯(lián)合仿真

這里的機電聯(lián)合仿真是用Adams軟件做動力學仿真的基礎上，在Matlab中添加開環(huán)控制模型，進行仿真，從一定程度上反映實物樣機的工作情況，為實物樣機的可靠工作提供數(shù)據(jù)支持。本文以食指MCP為例，通過機電聯(lián)合仿真，得到了食指MCP的角位移-時間曲線(圖11)和角速度-時間曲線(圖12)。

圖11 食指MCP的角位移-時間曲線

圖12 食指MCP的角速度-時間曲線

從圖11和圖12可看出，食指MCP角位移—時間曲線的線性度較好，而且角速度雖然有一定的波動，但是每秒的波動范圍不超過0.05°。由此可見，該手部康復外骨骼的運動較為穩(wěn)定，可以保證患者的康復訓練效果，同時也不會因過大的角加速度而造成患者的二次創(chuàng)傷。

3.3 樣機實驗驗證

本文讓使用者穿戴手部康復外骨骼后做5 min持續(xù)性屈伸運動，進行了樣機實驗驗證。穿戴手部康復外骨骼后手指伸直狀態(tài)和彎曲狀態(tài)分別見圖13、圖14。

圖13 穿戴手部康復外骨骼后手指伸直狀態(tài)

圖14 穿戴手部康復外骨骼后手指彎曲狀態(tài)

4 結 語

本文提出了一種基于直線電機和連桿滑槽結構的手部康復外骨骼的機械設計和控制方案，設計了一種新型的機械結構，使手部康復外骨骼通過直線電機推桿的行程變化帶動連桿滑槽結構，進行類似手指動作軌跡的運動，從而幫助患者進行康復訓練。通過受力分析、運動學分析以及仿真驗證，該手部康復外骨骼能夠滿足患者的手部運動需求，實現(xiàn)康復訓練動作。樣機驗證說明，該手部康復外骨骼適用于高強度重復性的偏癱康復訓練。