譚榮斌，魯守銀，徐偉杰，周大鵬

（山東建筑大學(xué)，濟(jì)南 250101）

0 引言

WHO統(tǒng)計的2016年全球前十位死亡原因中顯示中風(fēng)排列位居第二，在全球范圍內(nèi)屬于第二大致死原因，我國是全世界中風(fēng)發(fā)病率最高也是死亡人數(shù)最多的國家，因此腦卒中患病后的康復(fù)在我國是亟需解決的問題。偏癱患肢運動能動的康復(fù)訓(xùn)練可以看做一種重新學(xué)習(xí)或重新塑造的訓(xùn)練過程，高重復(fù)性、高強(qiáng)度、目標(biāo)導(dǎo)向性的訓(xùn)練（或者功能性任務(wù)練習(xí)）可以提高患者患側(cè)肢體能動能力的恢復(fù)[1]?？祻?fù)訓(xùn)練機(jī)器人即用智能化的機(jī)械設(shè)備代替醫(yī)師高標(biāo)準(zhǔn)、高精度的完成各項康復(fù)訓(xùn)練，提供穩(wěn)定、可復(fù)制、可量化的康復(fù)動作，加速受損神經(jīng)的重塑，并且準(zhǔn)確、有效地評估患者恢復(fù)情況，有效的減少患者與康復(fù)醫(yī)師之間的依賴[2]，在當(dāng)前醫(yī)護(hù)人員逐漸老齡化，青壯年醫(yī)護(hù)人員后備不足的大背景下大大降低了由于康復(fù)治療醫(yī)師不足的情況對偏癱患者康復(fù)治療造成的影響。

通?；己蠡謴?fù)共需經(jīng)歷軟癱期、痙攣期、康復(fù)期三個過程[3]，在各時期分別通過被動訓(xùn)練、主被動訓(xùn)練以及主動訓(xùn)練加以治療，對于患者而言最重要的即為患后初期患肢能動功能的恢復(fù)問題，通過被動訓(xùn)練科學(xué)的運動設(shè)計，全面的對患肢各部位進(jìn)行運動刺激，穩(wěn)定、緩慢的帶動患肢做周期性運動，能夠高效的促進(jìn)患肢的能動功能的再次建立。

國外對外骨骼機(jī)器人的研究始于20世紀(jì)60年代。蘇黎世聯(lián)邦理工學(xué)院在2006年研制出了一種具有七個主動自由度和三個被動自由度的上肢康復(fù)機(jī)器人，并命名為ARMin系列[4]，該機(jī)器人由一個升降裝置進(jìn)行支撐，通過升降機(jī)構(gòu)的調(diào)整能夠?qū)崿F(xiàn)外骨骼初始高度的微調(diào)以適應(yīng)不同體型的患者。美國亞利桑那州立大學(xué)在2005年研制了一種具有五個自由度的上肢康復(fù)機(jī)器人，并命名為RUPERT[5,6],該機(jī)器人主要創(chuàng)新點為人工氣動肌肉驅(qū)動，相較于其他方式驅(qū)動，該方法對患肢具有更好的柔順性，并在控制系統(tǒng)的復(fù)雜程度上進(jìn)行了大大的改進(jìn)。德克薩斯大學(xué)奧斯汀分校在2017年研制出了一種具有左右均為七自由度的雙臂上肢康復(fù)機(jī)器人，命名為Harmony[7,8]，每個關(guān)節(jié)均由伺服電機(jī)所組成的串聯(lián)彈性執(zhí)行器驅(qū)動，結(jié)合機(jī)械設(shè)計，該機(jī)器人具有廣泛的運動空間范圍。

國內(nèi)哈爾濱工業(yè)大學(xué)的王東巖、李慶玲等人研制出了基于sEMG上肢動作辨識的五自由度上肢康復(fù)機(jī)器人[9,10]，控制系統(tǒng)采用測量四處上肢肌體表面的肌電信號sEMG作為反向傳播神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制信號對機(jī)器人進(jìn)行控制，后來研制了改進(jìn)的七自由度上肢外骨骼機(jī)器人[11]，深入研究了sEMG信號-關(guān)節(jié)角度間的預(yù)測算法，提取五個部位的信號作為算法輸入值，以隨機(jī)森林算法進(jìn)行sEMG-關(guān)節(jié)運動角度預(yù)測，較之前有更快的反應(yīng)速度。華中科技大學(xué)研制了基于氣動肌肉驅(qū)動的三自由度上肢康復(fù)機(jī)器人，采用拮抗肌對的方式實現(xiàn)單關(guān)節(jié)的雙向運動，后來研制出了基于人工氣動肌肉和鋼絲繩驅(qū)動的九自由度上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人[12]。

國內(nèi)外研究的外骨骼機(jī)器人多為單臂外骨骼，通過力信號、肌電信號、腦電信號[13～16]等技術(shù)對患者運動意圖進(jìn)行預(yù)測并做出相應(yīng)動作，但大多研究成果由于分類器的局限性只能實現(xiàn)有限的幾組動作，對于偏癱患者來說，只有患側(cè)參與訓(xùn)練無法直觀的反饋訓(xùn)練效果。為解決上述問題，設(shè)計了一種針對偏癱患者的人機(jī)交互上肢外骨骼機(jī)器人[17,18]，在被動訓(xùn)練全面的康復(fù)基礎(chǔ)上通過人機(jī)協(xié)作的主被動訓(xùn)練，利用肢體與關(guān)節(jié)接觸面的力傳感器獲取運動意圖并對機(jī)械臂進(jìn)行微調(diào)從而帶動患肢進(jìn)行針對性訓(xùn)練[19]，不僅加強(qiáng)了患者主動意圖的感知反饋，更加有利于神經(jīng)系統(tǒng)的重塑，提高康復(fù)效率，大大增加了患肢運動范圍與靈活性，并能時刻使患者通過自身的感覺感受康復(fù)訓(xùn)練效果。因此本文研究著重于人機(jī)交互的主被動訓(xùn)練方法。

以下部分將介紹主從式上肢外骨骼的結(jié)構(gòu)設(shè)計、運動學(xué)與動力學(xué)建模以及控制設(shè)計[20]。

1 上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人

針對人體上肢的運動規(guī)律建立外骨骼模型并設(shè)計了五自由度上肢外骨骼機(jī)器人，分為肩關(guān)節(jié)的外展/內(nèi)收、大臂俯/仰、肘部屈/伸、小臂內(nèi)旋/外旋以及手腕外展/內(nèi)收運動，為了防止訓(xùn)練過程中由于關(guān)節(jié)過運動導(dǎo)致人體受到傷害，在大臂俯仰關(guān)節(jié)、肘部旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)、肘部屈伸關(guān)節(jié)以及末端抓手設(shè)置限位開關(guān)，并且將各關(guān)節(jié)的運動范圍進(jìn)行設(shè)置：肩關(guān)節(jié)的外展/內(nèi)收0°～90°/0°～45°；大臂俯、仰各0°～45°；小臂內(nèi)、外旋各0°～45°；肘部屈/伸0°～90°/0°～20°；腕關(guān)節(jié)屈/伸各0°～45°，由于患者患肢可能為左側(cè)或右側(cè)，因此針對以上兩類患者設(shè)置“左主右從”和“右主左從”兩種不同的機(jī)型，以右臂癱瘓左臂健康患者為例，上肢外骨骼康復(fù)機(jī)器人整體結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 上肢康復(fù)外骨骼機(jī)器人整體結(jié)構(gòu)

主從臂的設(shè)置能夠?qū)崿F(xiàn)從健康側(cè)到患側(cè)康復(fù)訓(xùn)練動作的映射，而從臂還具有傳感與驅(qū)動裝置，能夠?qū)崿F(xiàn)被動訓(xùn)練，本文著重于被動訓(xùn)練過程中的人機(jī)交互訓(xùn)練研究。以從臂被動訓(xùn)練為例各關(guān)節(jié)驅(qū)動方式與結(jié)構(gòu)如圖2所示，其中(a)表示手部關(guān)節(jié)驅(qū)動結(jié)構(gòu)，手柄通過電機(jī)A的轉(zhuǎn)動帶動患者腕關(guān)節(jié)的屈伸，根據(jù)人體腕關(guān)節(jié)活動范圍設(shè)定相應(yīng)的限位開關(guān)，防止手腕受到過運動帶來傷害；(b)表示肘關(guān)節(jié)驅(qū)動結(jié)構(gòu)，由一般人體模型得知手掌距肘部距離在35cm左右，因此圖中電機(jī)B能夠帶動整個小臂繞肘關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動；(c)、(d)與(e)所示為小臂內(nèi)外旋驅(qū)動結(jié)構(gòu)，由皮帶首末端與彎軌兩端固定，中部通過兩個導(dǎo)向輪與電機(jī)C固連的轉(zhuǎn)輪結(jié)合，當(dāng)電機(jī)運行時，通過皮帶傳動使彎軌轉(zhuǎn)動，從而實現(xiàn)小臂的內(nèi)外旋；(f)為大臂俯仰驅(qū)動結(jié)構(gòu)，通過電機(jī)D實現(xiàn)大臂在90°范圍內(nèi)實現(xiàn)俯仰運動；(g)與(h)為肩關(guān)節(jié)內(nèi)外旋驅(qū)動結(jié)構(gòu)，通過電機(jī)E實現(xiàn)肩部在90°范圍內(nèi)的回轉(zhuǎn)運動。

圖2 從臂各關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)

通過上肢外骨骼機(jī)器人從臂D-H參數(shù)表，在MATLAB環(huán)境[21]下使用robotics toolbox工具箱建立連桿模型，并進(jìn)行基于五次多項式插值算法的運動控制研究，通過SolidWorks導(dǎo)出的urdf文件，將連桿模型獲得的數(shù)據(jù)在Simulink環(huán)境下進(jìn)行可視化仿真[22,23]。

2 機(jī)器人模型建立與運動仿真

2.1 運動學(xué)分析

由于上肢外骨骼機(jī)器人左右機(jī)械臂對稱，因此只以從臂為例分析其運動學(xué)模型[24,25]。以機(jī)器人懸梁臂為基坐標(biāo)，將各關(guān)節(jié)坐標(biāo)系原點位置置于每個關(guān)節(jié)的末端，通過D-H建模方法對肩關(guān)節(jié)、大臂、肘關(guān)節(jié)以及手腕進(jìn)行建模，并得到各關(guān)節(jié)間的變換矩陣且基座標(biāo)到末端抓手坐標(biāo)變換矩陣A為：

其中，變換矩陣T將關(guān)節(jié)坐標(biāo)系原點建立在關(guān)節(jié)的末端，由D-H法得到變換矩陣一般表達(dá)式如下：

式(2)中，di表示平移距離，αi表示扭轉(zhuǎn)角，ai表示長度，θi表示關(guān)節(jié)角度，其中各關(guān)節(jié)D-H參數(shù)以及關(guān)節(jié)質(zhì)量如表1所示。

表1 上肢外骨骼機(jī)器人從臂D-H參數(shù)和關(guān)節(jié)質(zhì)量

由關(guān)節(jié)變換矩陣的一般表達(dá)式以及各關(guān)節(jié)D-H參數(shù)可得基座標(biāo)到末端抓手的坐標(biāo)變換矩陣為：

其中：

2.2 動力學(xué)分析

通過拉格朗日動力學(xué)方程，建立如下機(jī)械臂動力學(xué)模型：

2.3 機(jī)器人模型建立與可視化仿真

由上肢外骨骼機(jī)器人從臂參數(shù)，建立改進(jìn)D-H坐標(biāo)系，五個關(guān)節(jié)均為轉(zhuǎn)動關(guān)節(jié)，肩部旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)和大臂俯仰關(guān)節(jié)配合肘部屈伸關(guān)節(jié)確定末端抓手的參考位置，肘部旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)和手腕旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)配合確定手腕的方位，模型如圖3所示；將運動學(xué)分析得出的結(jié)果，通過MATLAB的toolbox工具箱建立連桿仿真模型，通過各關(guān)節(jié)的活動范圍各取30000個離散點得出如圖4所示的機(jī)械臂末端工作區(qū)間散點圖。

圖3 機(jī)械臂連桿模型

圖4 末端工作空間散點圖

得到末端工作空間后，以擴(kuò)胸運動為例在工作區(qū)間內(nèi)選取合適的工作點作為該動作的起始點，通過逆運動學(xué)算法獲取起始點機(jī)械臂的姿態(tài)，應(yīng)用urdf文件導(dǎo)入Simulink，配置相關(guān)參數(shù)，將選定的姿態(tài)信息導(dǎo)入到Simulink獲得擴(kuò)胸動作的可視化模型，如圖5所示。

圖5 機(jī)械臂內(nèi)收初始姿態(tài)與內(nèi)收姿態(tài)

3 五次多項式插值算法

機(jī)器人的關(guān)節(jié)空間軌跡規(guī)劃的基本思路是使用逆運動學(xué)計算方法，將笛卡爾空間中的路徑點轉(zhuǎn)換成對應(yīng)的關(guān)節(jié)角，然后使用插值點計算方法，對關(guān)節(jié)型機(jī)器人的各個關(guān)節(jié)計算插值點，使機(jī)器人的各個關(guān)節(jié)同步且柔順地到達(dá)目標(biāo)點[26]。對于不同應(yīng)用場景，空間軌跡規(guī)劃可通過多項式、S曲線、3次B樣條等插值算法實現(xiàn)，在中風(fēng)偏癱患者軟癱期，上肢外骨骼訓(xùn)練康復(fù)機(jī)器人的主要任務(wù)是恢復(fù)患者的能動功能，在單次訓(xùn)練過程中，患者手臂完全按照醫(yī)師設(shè)定的固定動作進(jìn)行重復(fù)性運動，由于該階段患者上肢較為虛弱，機(jī)械臂的運動應(yīng)全程平緩?fù)瓿?，對角速度以及角加速度要有一定的要求，五次多項式插值算法能夠從角度、角速度以及角加速度三個層面約束機(jī)械臂的運動軌跡，因此本文著重研究五次多項式的插值算法。

五次多項式的角位移、角速度以及角加速度表達(dá)式如下：

帶入軌跡起始點和終止點設(shè)定的時間、角度、角速度以及角加速度可得：

將上述方程組進(jìn)行求解，得出五次多項式常數(shù)項的解：

4 基于人機(jī)交互的外骨骼路徑規(guī)劃

4.1 被動訓(xùn)練模式的路徑規(guī)劃

為了完成機(jī)械臂牽引患肢康復(fù)訓(xùn)練的任務(wù)，通過插值算法對機(jī)械臂軌跡進(jìn)行設(shè)計，由于患肢康復(fù)初期，各關(guān)節(jié)能動能力未知，因此需要針對患肢各關(guān)節(jié)進(jìn)行恢復(fù)性功能訓(xùn)練，在確定患肢各關(guān)節(jié)能動功能恢復(fù)以后再進(jìn)行完整的手臂組合運動。以一組擴(kuò)胸運動為例，在人體模型擴(kuò)胸運動過程中確定幾個空間關(guān)鍵點，針對空間點進(jìn)行軌跡規(guī)劃，其中單關(guān)節(jié)訓(xùn)練與擴(kuò)胸動作共選取八個點位，分別完成單關(guān)節(jié)功能測試（由初始位姿進(jìn)行大臂橫擺、大臂俯仰以及手腕正旋逆旋運動）和各關(guān)節(jié)配合的組合動作，最終回到初始位姿完成一組訓(xùn)練，其中，各動作的空間起始點、關(guān)節(jié)角度以及末端位姿如表2所示。

表2 各動作的空間點、關(guān)節(jié)角度與末端位姿

通過上述八個點，對機(jī)械臂軌跡運動進(jìn)行仿真，并將機(jī)械臂末端把手經(jīng)過的路徑進(jìn)行記錄，先后完成大臂橫擺、大臂俯仰、回位、手腕正逆旋以及擴(kuò)胸動作，仿真結(jié)果如圖6所示。

圖6 機(jī)械臂末端路徑點

機(jī)械臂末端掃過的路徑由各關(guān)節(jié)軸轉(zhuǎn)動配合實現(xiàn)，其中，在上述單關(guān)節(jié)功能測試與多關(guān)節(jié)組合動作時五個關(guān)節(jié)角度及角速度變化如圖7所示。

圖7 單關(guān)節(jié)測試及手臂組合動作位置、速度圖

4.2 基于人機(jī)交互下的路徑規(guī)劃

在單次訓(xùn)練過程中，患者手臂完全按照醫(yī)師設(shè)定的固定動作進(jìn)行重復(fù)性運動，結(jié)束軟癱期進(jìn)入痙攣期后，由于患者已具備一定的能動能力，期望康復(fù)訓(xùn)練不僅限于醫(yī)師設(shè)定的固定動作，因此在訓(xùn)練過程中加入人機(jī)交互，在原有的運動基礎(chǔ)上，在人體上肢與幾個主要關(guān)節(jié)接觸點裝有力傳感器并在訓(xùn)練過程中持續(xù)獲取人與機(jī)器人的交互力，當(dāng)傳感器采集到的交互力信號超過設(shè)定值時，通過角位移、角速度與角加速度傳感器獲取當(dāng)前機(jī)械臂狀態(tài)，通過幾個力信號對人的調(diào)整意圖進(jìn)行分類并預(yù)測出下一空間工作點，通過當(dāng)前工作點與動態(tài)信息到預(yù)測點信息進(jìn)行軌跡規(guī)劃并控制機(jī)械臂實現(xiàn)調(diào)整反饋，流程如圖8所示。

圖8 主動交互流程圖

以單關(guān)節(jié)測試過程中的肘部旋轉(zhuǎn)調(diào)整兩個訓(xùn)練階段兩種調(diào)整意圖進(jìn)行仿真，分別為擴(kuò)胸動作及大臂俯仰調(diào)整，其中，單關(guān)節(jié)測試及組合動作位置、速度圖效果如圖9所示。

圖9 單關(guān)節(jié)測試過程中肘部旋轉(zhuǎn)調(diào)整時的關(guān)節(jié)位置、速度圖

為了驗證該控制方法的有效性，在如圖10所示的被動訓(xùn)練的擴(kuò)胸動作過程中手臂按壓到位于肘部屈伸關(guān)節(jié)軸處的力傳感器，超過設(shè)定閾值后控制器得出了大臂上仰調(diào)整意圖的結(jié)論，使得大臂俯仰關(guān)節(jié)上仰了一定角度，與圖11所示仿真結(jié)果比對無誤。

圖10 擴(kuò)胸運動始末點位姿狀態(tài)圖

圖11 擴(kuò)胸動作過程中大臂俯仰調(diào)整時的關(guān)節(jié)位置、速度圖

5 結(jié)語

本文基于偏癱患者康復(fù)訓(xùn)練需求設(shè)計了一種五自由度同型同構(gòu)主從外骨骼上肢訓(xùn)練康復(fù)機(jī)器人及控制方法，通過MATLAB建立了剛體樹模型進(jìn)行控制研究，并配合urdf可視化模型進(jìn)行了仿真驗證?？祻?fù)初期通過被動訓(xùn)練可以完成設(shè)定的康復(fù)訓(xùn)練動作，在康復(fù)中期通過人體與關(guān)節(jié)點接觸面上安裝的力傳感器采集到的人機(jī)交互信息實時獲取患肢的運動意圖，自動實現(xiàn)相關(guān)關(guān)節(jié)角度與速度的細(xì)微調(diào)整，當(dāng)力傳感器獲取的信息消失后根據(jù)當(dāng)前外骨骼位姿與當(dāng)前進(jìn)行的環(huán)節(jié)，通過插值算法確定剩余訓(xùn)練動作所需的軌跡點，繼續(xù)完成后面的動作。該方法能夠在偏癱患者訓(xùn)練過程中實時檢測到患肢與機(jī)器人之間的信息交互并對意圖進(jìn)行分類，并控制機(jī)器人按照患者的運動意圖進(jìn)行調(diào)整,并在調(diào)整后繼續(xù)剩余動作。