羅 維，李國(guó)瑞，李雨來(lái)，蒲江波，徐圣普

隨著社會(huì)發(fā)展及經(jīng)濟(jì)的進(jìn)步，中國(guó)人口老齡化形勢(shì)愈趨嚴(yán)峻，心腦血管類疾病發(fā)病率逐年增加。腦卒中發(fā)病率也處于上升趨勢(shì)。據(jù)統(tǒng)計(jì)，目前中國(guó)腦卒中患者大約有1 300 萬(wàn)人，且其高致殘率對(duì)康復(fù)臨床資源造成較大壓力。

傳統(tǒng)的卒中偏癱康復(fù)手段通過(guò)治療師輔助進(jìn)行，由于偏癱患者人數(shù)的增加，康復(fù)治療師的數(shù)量已無(wú)法滿足需求?？祻?fù)機(jī)器人能夠提供標(biāo)準(zhǔn)、量化的康復(fù)動(dòng)作，同時(shí)通過(guò)對(duì)外骨骼上的傳感器數(shù)據(jù)進(jìn)行采集和處理，量化評(píng)估患者的康復(fù)狀態(tài)，生成定制的康復(fù)方案。相關(guān)研究表明，機(jī)器人輔助康復(fù)可取得良好收益[1，2]?？祻?fù)機(jī)器人可分為兩類，即外骨骼式和末端牽引式；末端牽引式機(jī)器人通過(guò)牽引肢體完成簡(jiǎn)單動(dòng)作，外骨骼康復(fù)機(jī)器人能夠完成多關(guān)節(jié)的復(fù)雜康復(fù)動(dòng)作，目前已成為研究的熱點(diǎn)[3，4]。2005年瑞士蘇黎世大學(xué)的Nef T 等[5]研究開(kāi)發(fā)了一款經(jīng)典的新型上肢康復(fù)外骨骼機(jī)器人系統(tǒng)——ARMin，掀起了外骨骼康復(fù)機(jī)器人研究熱潮。

康復(fù)機(jī)器人可記錄患者訓(xùn)練過(guò)程中的運(yùn)動(dòng)參數(shù)、量化訓(xùn)練強(qiáng)度，例如Díez JA 等[6]將光學(xué)力傳感器集成手部康復(fù)外骨骼系統(tǒng)，探究力傳感器在外骨骼系統(tǒng)的應(yīng)用，Stilli A 等[7]開(kāi)發(fā)了一款新型的手部外骨骼系統(tǒng)，并使用量表進(jìn)行了分析驗(yàn)證。由于截癱患者手臂的脆弱性，對(duì)外骨骼康復(fù)機(jī)器人的舒適性和安全性提出了更高的要求，為了能夠評(píng)估外骨骼運(yùn)動(dòng)過(guò)程中人機(jī)交互力大小，在外骨骼適當(dāng)位置增加力傳感器進(jìn)行接觸力實(shí)時(shí)檢測(cè)，能夠改進(jìn)外骨骼的控制方式及檢測(cè)患者肢體的狀態(tài)，結(jié)合功能性電刺激（functional electrical stimulation，F(xiàn)ES）和腦機(jī)接口等技術(shù)，可實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)過(guò)程中感覺(jué)運(yùn)動(dòng)回路、腦肌電與外部設(shè)備間的閉環(huán)反饋，進(jìn)一步提高康復(fù)效率，已成為目前智能康復(fù)外骨骼領(lǐng)域的重要研究方向之一。

筆者設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一款6 個(gè)自由度的上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，該系統(tǒng)具有主動(dòng)模式、被動(dòng)模式及抗阻模式、FES 模式等多種運(yùn)動(dòng)模式，并在人機(jī)接觸處放置了3 個(gè)三維力傳感器，用于實(shí)時(shí)檢測(cè)人機(jī)接觸力的大?。蛔杩惯\(yùn)動(dòng)下，通過(guò)獲取人機(jī)接觸力的方法直接控制外骨骼主動(dòng)運(yùn)動(dòng)，能夠讓患者直接感受到阻抗的大小。在FES 模式下外骨骼可與功能性電刺激設(shè)備配合進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。最終，通過(guò)對(duì)力傳感器數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，驗(yàn)證了上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)阻抗運(yùn)動(dòng)模式的有效性及主動(dòng)運(yùn)動(dòng)的穿戴舒適性。該外骨骼康復(fù)系統(tǒng)可滿足不同體型、不同康復(fù)階段的患者的康復(fù)需求，為后續(xù)外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的臨床應(yīng)用提供了基礎(chǔ)。

1 材料與方法

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)6 個(gè)驅(qū)動(dòng)電機(jī)采用5 個(gè)無(wú)刷直流電機(jī)（Maxon，美國(guó)）與1 個(gè)無(wú)框電機(jī)（Kollmorgen，美國(guó)）。保證每個(gè)電機(jī)參數(shù)符合對(duì)應(yīng)關(guān)節(jié)運(yùn)行性能要求。力傳感器采用定制化三維力傳感器。上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)主體采用鋁7075-T6 材料，軸部采用鋼40CR 材料，外殼為塑料材質(zhì)。

實(shí)驗(yàn)主機(jī)為×64 （CPU：Intel?CoreTMi-7500T），軟件系統(tǒng)使用.Net 開(kāi)發(fā)，運(yùn)行于Windows 10 系統(tǒng)。

1.2 方法

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)主要通過(guò)簡(jiǎn)化的上肢模型設(shè)計(jì)。上肢主要可以簡(jiǎn)化為四個(gè)部分，即肩部、上臂、前臂、手，三個(gè)關(guān)節(jié)，即肩部、肘部、腕部；涉及康復(fù)運(yùn)動(dòng)主要有6 個(gè)自由度，即肩關(guān)節(jié)伸展（屈曲）、外展（內(nèi)收）、內(nèi)旋（外旋），肘關(guān)節(jié)伸展（屈曲）、旋內(nèi)（旋外），腕關(guān)節(jié)背屈（掌屈）。由于機(jī)械結(jié)構(gòu)的限制，為了防止出現(xiàn)危險(xiǎn)，各個(gè)活動(dòng)關(guān)節(jié)自由度須具有一定的限制。實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)的上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的關(guān)節(jié)自由度和活動(dòng)角度如表1所示。

表1 上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度幅值Tab.1 Angle amplitude of upper limb exoskeleton rehabilitation system joints

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)主要由以下四個(gè)部位組成：配重箱體，升降臺(tái)，橫梁，外骨骼機(jī)械臂（圖1A）。配重箱體主要用于承擔(dān)機(jī)械臂的配重及放置主控板和其他硬件的功能，升降臺(tái)可以調(diào)節(jié)機(jī)械臂的高度，使機(jī)械臂能夠應(yīng)用于不同高度的情況，橫梁主要起連接的作用。

由于每個(gè)人的體型不同，因此根據(jù)《中國(guó)成年人人體尺寸》，上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)在上臂和前臂設(shè)置了可調(diào)節(jié)長(zhǎng)度的滑動(dòng)導(dǎo)軌，同時(shí)為了評(píng)估人機(jī)交互力的大小，在手臂與機(jī)械臂的接觸處放置了3 個(gè)力傳感器，三維力傳感器的位置及機(jī)械臂6 個(gè)自由度的分布見(jiàn)圖1B。

1.2.2 硬件系統(tǒng)設(shè)計(jì)

使用工業(yè)控制計(jì)算機(jī)搭建硬件控制平臺(tái)，分別對(duì)單關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)、多關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)進(jìn)行理論分析、軟件仿真、信號(hào)測(cè)試和樣機(jī)實(shí)驗(yàn)；上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的硬件系統(tǒng)必須保證系統(tǒng)運(yùn)行的可靠性和安全性[8]。上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)硬件系統(tǒng)的核心模塊為主控單元，主控采用工控主板ESM6800，具備無(wú)線模塊、控制器局域網(wǎng)（controller area network，CAN）總線接口、串行外設(shè)接口（serial pe ripheral interface，SPI），其中無(wú)線模塊可以通過(guò)Socket與上位機(jī)進(jìn)行網(wǎng)絡(luò)通信，便于傳輸控制命令與數(shù)據(jù)。主控板的CAN 總線連接7 個(gè)節(jié)點(diǎn)控制板，節(jié)點(diǎn)控制板1～6 與電機(jī)驅(qū)動(dòng)單元通過(guò)CAN 總線進(jìn)行通信，驅(qū)動(dòng)電機(jī)主要采用Maxon 電機(jī)。為了能夠更好體現(xiàn)出人機(jī)接觸力的大小，在上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)與人體接觸處放置了3 個(gè)三維力傳感器，節(jié)點(diǎn)控制板7 通過(guò)SPI 連接力傳感器，實(shí)現(xiàn)傳感器數(shù)據(jù)采集與傳輸。見(jiàn)圖2。

1.2.3 軟件系統(tǒng)設(shè)計(jì)

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的軟件系統(tǒng)具體可以分為以下三個(gè)部分：

當(dāng)采用離心機(jī)法測(cè)定土壤水分特征曲線時(shí)，離心機(jī)轉(zhuǎn)速增大會(huì)實(shí)現(xiàn)水分和土壤顆粒的分離，導(dǎo)致土壤的容重增大，改變土壤的孔隙度和土壤孔隙分布，導(dǎo)致飽和含水率減小，從而影響土壤水分特征曲線的走勢(shì)。為了減小土壤容重對(duì)試驗(yàn)結(jié)果造成的影響，本文分別采用Van-Genuchten模型和Gardner模型擬合試驗(yàn)數(shù)據(jù)。

（1）主控程序：主控程序主要功能是與主控板和上位機(jī)及加節(jié)點(diǎn)板進(jìn)行通信，與節(jié)點(diǎn)板的通信通過(guò)CAN 總線的方式進(jìn)行。與上位機(jī)的通信使用Socket進(jìn)行連接。

（2）節(jié)點(diǎn)板程序：1～6 號(hào)節(jié)點(diǎn)控制板控制電機(jī)驅(qū)動(dòng)器進(jìn)行運(yùn)動(dòng)參數(shù)的設(shè)置，驅(qū)動(dòng)機(jī)械臂執(zhí)行相應(yīng)的動(dòng)作。7 號(hào)節(jié)點(diǎn)控制板負(fù)責(zé)讀取力傳感器的數(shù)據(jù)，并對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波處理。

（3）上位機(jī)程序：①數(shù)據(jù)存儲(chǔ)與訪問(wèn)模塊，使用數(shù)據(jù)庫(kù)存儲(chǔ)患者的信息及訓(xùn)練數(shù)據(jù)；②圖形界面模塊，通過(guò)人機(jī)交互界面給予患者和醫(yī)生訓(xùn)練反饋，增強(qiáng)患者的康復(fù)意愿；③控制模塊，實(shí)現(xiàn)上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的上層控制及圖形界面的控制，通過(guò)Socket 傳輸控制指令給下位機(jī)。

1.2.4 運(yùn)動(dòng)模式設(shè)計(jì)

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了主動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式、被動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式、抗阻運(yùn)動(dòng)模式及FES 訓(xùn)練模式。①被動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式：對(duì)于偏癱早期，被動(dòng)運(yùn)動(dòng)可以很好地活動(dòng)肢體，預(yù)防肌肉萎縮的出現(xiàn)，被動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式使用周期同步位置（cyclic synchronous position，CSP） 模式進(jìn)行控制，通過(guò)位置-速度-時(shí)間 （position-velocity-time，PVT）計(jì)算路徑插值得到運(yùn)動(dòng)軌跡。②主動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式：使用直接力控制的方式預(yù)測(cè)患者的運(yùn)動(dòng)意圖。③抗阻運(yùn)動(dòng)模式：抗阻訓(xùn)練與主動(dòng)訓(xùn)練模式的控制邏輯相同，不同阻抗通過(guò)調(diào)節(jié)電機(jī)的運(yùn)動(dòng)觸發(fā)力來(lái)實(shí)現(xiàn)，可通過(guò)上位機(jī)軟件更改阻抗等級(jí)。④FES 訓(xùn)練模式：FES 訓(xùn)練模式下，患者被要求穿戴功能性電刺激器產(chǎn)生相應(yīng)的刺激脈沖[9～11]，刺激脈沖大小通過(guò)上位機(jī)的C#程序進(jìn)行控制（圖3）。

1.2.5 性能測(cè)試

根據(jù)角度傳感數(shù)值對(duì)每個(gè)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度、幅度進(jìn)行測(cè)量，并模擬連續(xù)實(shí)際使用4 h，測(cè)試上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)在長(zhǎng)時(shí)間工作后運(yùn)動(dòng)角度、角速度精度。最后對(duì)上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)主被動(dòng)模式下力分布進(jìn)行測(cè)量，觀察力分布是否符合預(yù)期和有無(wú)突變力的出現(xiàn)。

1.2.6 人體試用

為了驗(yàn)證上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)過(guò)程中的穿戴舒適度和主動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式的性能，對(duì)該系統(tǒng)的人機(jī)接觸力進(jìn)行了初步測(cè)試。最終選澤17 例受試者，其中男性10 例，女性7 例；年齡21～37 歲；身高157～183 cm；體質(zhì)量47～83 kg。

如圖4所示，3 處紅圈為3 個(gè)三維力傳感器所在位置。試驗(yàn)中采集受試者在不同阻抗等級(jí)下進(jìn)行肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作的人機(jī)接觸力大小。

通過(guò)記錄的力傳感器數(shù)據(jù)，使用Python 軟件分別計(jì)算每例受試者在0～5 級(jí)阻抗下人機(jī)接觸力均值和標(biāo)準(zhǔn)差，最終對(duì)不同性別受試者求平均值，使用問(wèn)卷形式獲取用戶體驗(yàn)，問(wèn)題包括上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)流暢性、舒適性、安全性、準(zhǔn)確度、尺寸設(shè)計(jì)及阻抗設(shè)計(jì)，收集主觀體驗(yàn)感受，進(jìn)行外骨骼的穿戴舒適度及臨床應(yīng)用分析。

2 結(jié)果

2.1 性能測(cè)試結(jié)果

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)角度與表1所示相同，誤差小于5%，使用上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)連續(xù)進(jìn)行4 h 肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作，動(dòng)作預(yù)設(shè)角度20°。首次運(yùn)動(dòng)外展角度為19.11°，測(cè)試期間上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)保持連續(xù)勻速運(yùn)動(dòng)，系統(tǒng)運(yùn)行良好，4 h 后運(yùn)動(dòng)角速度變化率小于1%，運(yùn)動(dòng)外展角度19.75°，前后外展角度誤差不超過(guò)5%。

采集主、被動(dòng)模式下進(jìn)行肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作的力傳感器數(shù)據(jù)，如圖5A 所示，被動(dòng)模式下，力分布較為均勻，幅值波動(dòng)小，力分布變化符合動(dòng)力由上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)提供的力分布特征。如圖5B 所示，主動(dòng)模式下接觸力變化幅度較大，符合人體肌力不穩(wěn)定的特點(diǎn)，主被動(dòng)模式下均未出現(xiàn)突變力。

上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)范圍、疲勞性測(cè)試均符合設(shè)計(jì)要求，主、被動(dòng)模式下的力分布符合預(yù)期，且運(yùn)行穩(wěn)定，未出現(xiàn)突變力。

2.2 人體試用結(jié)果

為分析上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)舒適性及其臨床應(yīng)用，試驗(yàn)最終采集得到17 例受試者不同阻抗等級(jí)（0～5 級(jí)）下的人機(jī)接觸力的大小均值變化及標(biāo)準(zhǔn)差均值變化（圖6），并對(duì)每例受試者進(jìn)行了系統(tǒng)評(píng)價(jià)問(wèn)卷調(diào)查，問(wèn)卷調(diào)查結(jié)果見(jiàn)圖7。

2.2.1 舒適性分析

依據(jù)不同阻抗等級(jí)下進(jìn)行肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作的人機(jī)接觸力數(shù)據(jù)分析，傳感器2 和傳感器3 的數(shù)值始終較小，提示了上臂力量在肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作的主導(dǎo)作用。主動(dòng)運(yùn)動(dòng)模式（即阻抗為0 級(jí)）情況下，上臂人機(jī)接觸力測(cè)量值男性（23.63 ± 5.26） N，女性（21.54 ± 5.16）N，除去人體手臂重力外，人機(jī)交互力較小。問(wèn)卷結(jié)果顯示（圖7），17 例受試者中，有5 例表示外骨骼穿戴非常舒適，10 例比較舒適，無(wú)受試者表示穿戴不舒適，尤其在安全性維度上獲得受試者主觀滿意度的認(rèn)可，上述結(jié)果表明上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)具有較好的穿戴舒適性表現(xiàn)。

圖6統(tǒng)計(jì)結(jié)果顯示，男女受試者呈現(xiàn)的接觸力指標(biāo)趨勢(shì)基本一致，隨阻抗等級(jí)提高，肩關(guān)節(jié)人機(jī)交互力矩逐步提高。綜上，運(yùn)動(dòng)力評(píng)測(cè)結(jié)果顯示，實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)的上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)具有較好的人機(jī)交互力表現(xiàn)，能夠?qū)崿F(xiàn)預(yù)期的分級(jí)抗阻訓(xùn)練功能。

2.2.2 臨床應(yīng)用分析

如圖6所示，隨著阻抗等級(jí)的提高，肩關(guān)節(jié)處人機(jī)交互力矩逐步提高，其他關(guān)節(jié)處交互力并未隨阻抗等級(jí)顯著變化。一方面再次證明了肩關(guān)節(jié)外展動(dòng)作中上臂肌肉群的參與，另一方面提示了在臨床應(yīng)用設(shè)計(jì)康復(fù)動(dòng)作時(shí)，需審慎考慮各肌肉群運(yùn)動(dòng)和上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)間的關(guān)系，避免忽略或重復(fù)某一肌肉群的訓(xùn)練。

隨阻抗等級(jí)提高，肩關(guān)節(jié)處人機(jī)接觸力的標(biāo)準(zhǔn)差同時(shí)呈現(xiàn)上升趨勢(shì)，提示受試者肌肉群施力的穩(wěn)定性可能下降。該參數(shù)將可能作為臨床應(yīng)用時(shí)評(píng)估運(yùn)動(dòng)力量和訓(xùn)練疲勞程度的重要指標(biāo)，有效輔助有關(guān)康復(fù)運(yùn)動(dòng)范式和運(yùn)動(dòng)處方的優(yōu)化。

3 討論

目前中國(guó)國(guó)內(nèi)對(duì)于上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)與生理信號(hào)的融合研究主要是聚焦于通過(guò)肌電信號(hào)控制外骨骼的運(yùn)動(dòng)，如哈爾濱工業(yè)大學(xué)的基于表面肌電信號(hào)控制的7 個(gè)自由度上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)[12]、浙江大學(xué)王衛(wèi)星等[13]面向運(yùn)動(dòng)意圖識(shí)別的上肢外骨骼生物電信號(hào)控制研究等，對(duì)于功能性電刺激與上肢外骨骼的協(xié)同輔助運(yùn)動(dòng)及外骨骼系統(tǒng)舒適性的研究較少。Norouzi-Gheidari N 等[14]驗(yàn)證了虛擬現(xiàn)實(shí)、機(jī)器人和電刺激聯(lián)合干預(yù)在上肢卒中康復(fù)中的可行性和初步療效，表明了電刺激與機(jī)器人結(jié)合的上肢康復(fù)干預(yù)是可行的一個(gè)解決方案。力傳感器是實(shí)現(xiàn)多模式上肢康復(fù)的關(guān)鍵，通過(guò)力傳感器可以實(shí)現(xiàn)抗阻模式、主動(dòng)模式、輔助運(yùn)動(dòng)等，如Liu C 等[15]使用三維力傳感器對(duì)肢體及進(jìn)行力量輔助，感知患者的運(yùn)動(dòng)意圖并提供輔助力，最后對(duì)輔助效果進(jìn)行了評(píng)估。實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了具有多種訓(xùn)練模式及力反饋的上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)，并對(duì)該系統(tǒng)的機(jī)械結(jié)構(gòu)、硬件系統(tǒng)、軟件系統(tǒng)進(jìn)行了闡述，對(duì)該系統(tǒng)性能進(jìn)行了測(cè)試，最終通過(guò)檢測(cè)人機(jī)接觸力的方法對(duì)上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的穿戴舒適性進(jìn)行了分析，對(duì)受試者進(jìn)行問(wèn)卷調(diào)查。結(jié)果顯示，在上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)安全性、準(zhǔn)確性、舒適性方面受試給予了較高的評(píng)價(jià)。

實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)的上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)通過(guò)直接力控制的模式進(jìn)行主動(dòng)模式，能夠讓患者清楚感知到阻抗的大小，同時(shí)加入了FES 模式，在康復(fù)訓(xùn)練應(yīng)用過(guò)程中，能夠適應(yīng)不同時(shí)期患者的康復(fù)需求，在人機(jī)接觸處放置了三維力傳感器，可以用于訓(xùn)練力量評(píng)估及人機(jī)交互力檢測(cè)，為截癱患者的康復(fù)訓(xùn)練和上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的臨床應(yīng)用研究提供了解決方案。

實(shí)驗(yàn)研究同時(shí)也存在一定的局限性，僅考慮了上肢主要關(guān)節(jié)活動(dòng)，未引入涉及多關(guān)節(jié)復(fù)合性康復(fù)動(dòng)作的評(píng)估。未來(lái)將計(jì)劃重點(diǎn)應(yīng)用上肢外骨骼康復(fù)系統(tǒng)的力傳感器在復(fù)合康復(fù)訓(xùn)練范式中開(kāi)展力學(xué)分析，結(jié)合機(jī)械臂位姿等信息進(jìn)行患者的日常生活能力評(píng)估，并引入腦肌電和功能電刺激技術(shù)，探索閉環(huán)神經(jīng)反饋在康復(fù)中的機(jī)制和應(yīng)用。