動力踝關(guān)節(jié)假肢的研究現(xiàn)狀與發(fā)展分析

張燕，姜愷寧，郭俊超，宋亮,3

1.河北工業(yè)大學(xué)人工智能與數(shù)據(jù)科學(xué)學(xué)院，天津市 300132；2.民政部人體運動分析與康復(fù)技術(shù)重點實驗室，北京市老年功能障礙康復(fù)輔助技術(shù)重點實驗室，國家康復(fù)輔具研究中心，北京市 100176；3.國家康復(fù)輔具研究中心秦皇島研究院，河北秦皇島市 066000

我國2006 年第二次全國殘疾人抽樣調(diào)查結(jié)果顯示，肢體殘疾人數(shù)相比1987 年大幅增加，占殘疾人總數(shù)的29.07%。由于人口老齡化、疾病(腦血管病、骨關(guān)節(jié)損傷等)、工傷和交通事故等原因，肢體殘疾人的數(shù)量仍在持續(xù)增長[1]。對于下肢截肢者，安裝假肢是恢復(fù)其站立支撐和行走功能的有效手段。不論是大腿還是小腿截肢，安裝踝關(guān)節(jié)假肢都是必要的。

被動踝關(guān)節(jié)假肢結(jié)構(gòu)簡單、成本較低，是恢復(fù)截肢者行走能力的實用手段。目前市場上大多數(shù)踝關(guān)節(jié)假肢都是被動型，例如Ossur?LPVariflex?、Ottobock?Meridium?等。這種假肢存在一個共同缺點，即無法直接產(chǎn)生機械動力，而正常人行走過程中踝關(guān)節(jié)肌肉會在蹬離期提供直接的推動力，所以截肢者在穿戴此類踝關(guān)節(jié)假肢時需要消耗較多能量，并且不能適應(yīng)坡道、樓梯等復(fù)雜路面情況[2]。

因此，可以提供主動驅(qū)動力的動力踝關(guān)節(jié)假肢應(yīng)運而生，不但滿足使用者日常生活需要(中高速行走、爬樓梯、跑、跳)，保證支撐期腿部的穩(wěn)定性和擺動期腳踝的靈活性，而且可以通過調(diào)節(jié)輸出力矩來適應(yīng)不同運動情況及關(guān)節(jié)角度變化。在主動式下肢假肢中，識別層通過傳感器數(shù)據(jù)判斷人體運動模式，控制層把人體意圖映射到控制算法中，執(zhí)行層產(chǎn)生力矩驅(qū)動假肢運動(圖1)。

近年來，微型傳感器與嵌入式系統(tǒng)的發(fā)展推動了動力假肢研究[3-5]，但仍然存在一些尚未解決的問題，這些問題阻礙動力踝關(guān)節(jié)假肢的應(yīng)用普及。在機構(gòu)設(shè)計方面，主要是電源便攜性、執(zhí)行機構(gòu)規(guī)格和仿生結(jié)構(gòu)等問題。在控制方面，主要是策略和算法的優(yōu)化和改進。本文對動力踝關(guān)節(jié)假肢研究進程及存在的問題進行闡述，為未來的發(fā)展方向提供一些建議。

1 機構(gòu)設(shè)計

為了使穿戴者擁有更良好的使用體驗，動力踝關(guān)節(jié)假肢的機構(gòu)設(shè)計應(yīng)注意以下幾點：①假肢要輕，且體積小，以減輕穿戴者的身體負擔；②人體踝關(guān)節(jié)運動范圍是跖屈角50°，背屈角20°，因此假肢要有足夠的靈活性；③假肢的儲能元件和驅(qū)動器需要提供足夠力矩以推動人體向前邁步。

根據(jù)驅(qū)動方式的不同，可以將動力踝關(guān)節(jié)假肢分為氣動驅(qū)動、液壓驅(qū)動和電機驅(qū)動三種。見表1。

1.1 氣動驅(qū)動

美國、日本、歐洲等國家都進行過氣動人工肌肉的研究，其中McKibben 型氣動肌肉的研究最多，并且被廣泛應(yīng)用于假肢和類人機器人等領(lǐng)域。它將外部提供的空氣作為驅(qū)動動力，通過空氣的壓縮和膨脹模擬人體肌肉的收縮和拉伸[6]。Sup 等[7]研制一款動力膝踝假肢，在膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)處裝有氣動執(zhí)行機構(gòu)，由四通伺服閥控制，輸出力可達2270 N。Versluys 等[8-9]設(shè)計一款使用折疊氣動人工肌肉驅(qū)動的動力踝關(guān)節(jié)假肢，當氣動肌肉內(nèi)的空氣膨脹或收縮時，氣動肌肉將縱向收縮或伸展對其負荷施加拉力，兩塊肌肉反向耦合完成關(guān)節(jié)的雙向旋轉(zhuǎn)。雖然氣動肌肉成本低、裝置簡單，具有較大的驅(qū)動力和結(jié)構(gòu)柔性，但其充氣驅(qū)動形式為強非線性，且具有時變性，難以實現(xiàn)精確控制。同時它需使用較大質(zhì)量和體積的氣壓泵作為動力源，這限制了穿戴者在日常生活中的使用。

圖1 動力下肢假肢通用控制框圖

1.2 液壓驅(qū)動

英國巴斯大學(xué)實驗室設(shè)計一款液壓驅(qū)動的踝關(guān)節(jié)假肢，通過使用電液壓驅(qū)動使假肢在被動和主動模式之間快速平穩(wěn)地切換；在被動模式下，它使用兩個節(jié)流器調(diào)節(jié)踝關(guān)節(jié)阻尼力矩。在主動模式下，液壓泵通過液壓缸將能量輸送到踝關(guān)節(jié)，為人體的前進提供驅(qū)動力[10]。北京航空航天大學(xué)王興堅等[3]設(shè)計了另一種采用電液壓驅(qū)動的踝關(guān)節(jié)假肢，主要由周邊機構(gòu)和嵌入式液壓系統(tǒng)組成；在一個步態(tài)周期的不同時期下(包括足跟著地、支撐期、蹬離期與擺動期)，電磁閥有不同的開度以提供不同的液壓阻尼；前兩個時期電機給蓄電池充電，第三個時期泵和蓄電池同時輸出所需蹬地能量，成功地解決輸出功率與電池壽命之間的矛盾。

1.3 電機驅(qū)動

電機驅(qū)動相對于氣動肌肉驅(qū)動，體積較小，更容易實現(xiàn)精確控制。美國密西根大學(xué)Vallery等[11]設(shè)計的下肢假肢中，踝關(guān)節(jié)處的彈簧與腳板之間有離合器，電機驅(qū)動控制離合器開關(guān)；支撐前期彈簧不斷壓縮，當壓縮到極限時離合器鎖定；腳尖壓力信號產(chǎn)生時離合器開啟，釋放的彈簧能量推動人體向前運動。美國馬凱特大學(xué)Bergelin等[12]設(shè)計了一種動力踝關(guān)節(jié)假肢，踝關(guān)節(jié)扭矩為彈簧初始扭矩、彈簧扭矩與電機扭矩之和。美國麻省理工學(xué)院Herr團隊[4,13-14]研發(fā)的動力踝關(guān)節(jié)假肢，采用電機與彈簧機構(gòu)串聯(lián)組合而成的串聯(lián)彈簧執(zhí)行器，具有一定柔順性。王興松團隊[15]在串聯(lián)彈簧執(zhí)行器之外加入并聯(lián)彈簧，形成主被動結(jié)合的驅(qū)動方式。比利時布魯塞爾大學(xué)Cherelle 等[16-17]研制了AMP-Foot 2.0，使用低功率電動機將能量儲存在彈簧中，并在合適的時間釋放，較好地對能量進行有效利用，但不能對踝關(guān)節(jié)角度進行精確控制。北京大學(xué)王啟寧團隊[18]研發(fā)了具有剛性適應(yīng)性踝關(guān)節(jié)和足趾關(guān)節(jié)的PANTOE，由串聯(lián)彈性驅(qū)動器驅(qū)動，分節(jié)足假肢部分與人體足部相近，實驗表明假肢的踝關(guān)節(jié)角和腳趾角都接近于健康肢體。地形自適應(yīng)假肢PKURoboTPro[19]是具有阻尼性能的輕型假肢，但不能在支撐相提供推動，因此結(jié)合推動與阻尼特性重新設(shè)計結(jié)構(gòu)并命名PKU-RoboTPro II，在推動力和輕量級之間做了權(quán)衡。與一代相比可以降低能量消耗(14±8)%，最大降低31%[5]。

目前各實驗室對動力踝關(guān)節(jié)假肢的研究大多處于實驗樣機階段，對于質(zhì)量、體積和能耗等方面重視較少。在以上驅(qū)動方式中，氣動驅(qū)動雖然能產(chǎn)生較大力矩，但其非線性的驅(qū)動形式難以實現(xiàn)精確控制。液壓驅(qū)動的踝關(guān)節(jié)假肢具有輸出功率與耐力的矛盾。電機在輸出扭矩、電機尺寸與成本之間存在沖突。因此在動力踝關(guān)節(jié)假肢的臨床應(yīng)用中，各研究工作者應(yīng)注重對機構(gòu)的優(yōu)化，使機構(gòu)在滿足性能的條件下有較大程度集成化與輕便化，體現(xiàn)柔性和適應(yīng)性。

2 控制方法

假肢的控制方法多種多樣，本文選取其中典型的三種控制類型對國內(nèi)外動力踝關(guān)節(jié)假肢進行梳理。見表2。

2.1 有限狀態(tài)機控制

有限狀態(tài)機控制是把典型步態(tài)詳細分成幾個狀態(tài)，狀態(tài)之間設(shè)置轉(zhuǎn)換條件，每個狀態(tài)分別設(shè)置控制方程或參數(shù)。

美國麻省理工學(xué)院Herr 團隊[4]首先提出有限狀態(tài)機控制，將支撐期分為可控跖屈、可控背屈和動力跖屈三個狀態(tài)，角度和壓力傳感器檢測截肢者行為判斷行走狀態(tài)，在不同狀態(tài)期間電機產(chǎn)生相應(yīng)阻抗控制踝關(guān)節(jié)假肢跖/背屈。此方法與其他控制方法相比能夠降低14%的能耗。Herr團隊依托麻省理工學(xué)院媒體實驗室研制的足踝假肢[20]與美國范德比爾特大學(xué)Goldfarb團隊[21]研制的電動膝-踝假肢也采用此種控制方法，后者在此方法基礎(chǔ)上提出有限狀態(tài)自適應(yīng)控制器，在支撐期主動調(diào)整殘肢與假腳之間的關(guān)系，減少轉(zhuǎn)移到殘肢的矢狀力矩[22]。華東理工大學(xué)的曹恒團隊[23]研制出踝關(guān)節(jié)假肢樣機，根據(jù)有限狀態(tài)機判斷假肢步態(tài)周期，選擇相應(yīng)控制律輸出所需力矩或角度。在后期研究工作中，曹恒團隊[24]在阻抗控制算法中增加前饋補償力內(nèi)環(huán)，改善了主被動混合驅(qū)動踝關(guān)節(jié)假肢控制的可控性，提高了關(guān)節(jié)阻抗的控制性能。Ficanha 等[25]設(shè)計一種踝關(guān)節(jié)假肢，有限狀態(tài)機能夠根據(jù)步態(tài)在阻抗/導(dǎo)納控制器之間切換，相比使用位置控制器的假肢，該方法能夠減少踝關(guān)節(jié)處所需力矩，同時實現(xiàn)對參考軌跡的跟蹤。以上研究的有限狀態(tài)機主要考慮踝關(guān)節(jié)處步態(tài)變化，北京大學(xué)王啟寧團隊[26]在此基礎(chǔ)上進一步對趾關(guān)節(jié)處步態(tài)進行詳細劃分，通過這種劃分使踝關(guān)節(jié)假肢在步態(tài)周期中的過渡條件更嚴格，步態(tài)識別更準確，可以消除滑移、踩踏等干擾。

由于步態(tài)存在個體差異，有限狀態(tài)機每個狀態(tài)的靜態(tài)參數(shù)通常需要通過繁雜的訓(xùn)練進行優(yōu)化調(diào)節(jié)[27]。為了縮短參數(shù)調(diào)整時間，Simon等[28]提出“改進的內(nèi)在控制策略”，根據(jù)之前的狀態(tài)值以及一組啟動配置參數(shù)設(shè)置阻抗控制律來減少膝、踝關(guān)節(jié)假肢可調(diào)參數(shù)的數(shù)量，使調(diào)參時間縮短。黃河等[29]設(shè)計了以正常人步態(tài)為參考基于模糊邏輯推理算法的網(wǎng)絡(luò)專家系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以自動調(diào)整踝關(guān)節(jié)假肢的阻抗參數(shù)以匹配正常步態(tài)。

表1 動力踝關(guān)節(jié)假肢驅(qū)動方式分類

有限狀態(tài)機控制把預(yù)先設(shè)計的步態(tài)軌跡分段，每個階段分別設(shè)計控制律，實現(xiàn)起來較為簡單，處理器的計算量小、實用性高，但會導(dǎo)致假肢步態(tài)不連貫。如果采用的控制參數(shù)過多會使調(diào)節(jié)參數(shù)的過程變得困難，而且無法做到實時調(diào)節(jié)，一旦系統(tǒng)中出現(xiàn)擾動，將導(dǎo)致控制效果變差[30]。

2.2 軌跡跟蹤控制

軌跡跟蹤控制是通過設(shè)計控制器來實現(xiàn)對軌跡的跟蹤。軌跡信息來源有兩種：一種是健肢側(cè)的關(guān)節(jié)角度，另一種是事先設(shè)計好的步態(tài)軌跡。

選取健肢側(cè)關(guān)節(jié)角度信號作為軌跡信息，在假肢側(cè)以一定的時滯和平衡步態(tài)進行重放，這種方法也稱為回聲控制[31]。這種方法的前提是假肢側(cè)與健肢側(cè)的運動是對稱的，因此不適用于雙腿截肢或需要兩側(cè)肢體步態(tài)不對稱的情況。因為記錄的任何不期望的動作也將被重放，這可能導(dǎo)致不穩(wěn)定或失去平衡，并且步態(tài)模式切換只能在步態(tài)開始時實現(xiàn)，必須由健肢側(cè)開始啟動。

選取事先設(shè)計好的步態(tài)軌跡作為軌跡信息，通過使用輸出誤差來修正輸入控制量，從而達到控制目標的改善。在此類控制方法中，踝關(guān)節(jié)假肢通常被看作是一個典型的單輸入單輸出二階系統(tǒng)。武漢理工大學(xué)的陳靜等[32]選取迭代控制中的閉環(huán)D型迭代學(xué)習(xí)控制律控制踝關(guān)節(jié)假肢，可以實現(xiàn)提前調(diào)節(jié)，減小超調(diào)量，節(jié)約調(diào)節(jié)時間。劉國榮等[33]提出PID-P 型非線性離散迭代學(xué)習(xí)控制方法，通過模糊控制的方法整定PID 三個增益矩陣的參數(shù)，從而提高跟蹤精度和收斂速度。尹凱陽等[34]提出一種模糊迭代學(xué)習(xí)控制策略，采用模糊控制跟蹤踝關(guān)節(jié)角度變化，將模糊控制的輸出作為迭代學(xué)習(xí)控制的初值進行存儲，這樣跟蹤誤差明顯小于單獨使用迭代控制。Mazumder 等[35]采集10個步態(tài)模式存在個體差異的健康受試者踝關(guān)節(jié)步態(tài)軌跡，建立軌跡數(shù)據(jù)庫，采用徑向基函數(shù)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)生成自適應(yīng)踝關(guān)節(jié)軌跡，PD 控制器用于彌補徑向基函數(shù)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的辨識誤差和系統(tǒng)干擾。

軌跡跟蹤控制中，對健肢側(cè)進行跟蹤可以更好地實現(xiàn)人體行走的步態(tài)對稱性。但需在穿戴者健肢側(cè)安置傳感器，這可能會造成穿戴者生理與心理的不適。此外，需穿戴者健肢側(cè)先邁步，否則假肢沒有跟蹤信號，也就無法實現(xiàn)跟蹤。對預(yù)定步態(tài)軌跡進行跟蹤，雖然在單一路況下可以實現(xiàn)步態(tài)的連續(xù)流暢控制，但當行走路況變換時，如從平地行走轉(zhuǎn)變?yōu)樯?、下樓梯，此類假肢會給穿戴者造成不便。

2.3 直接意志控制

直接意志控制方法是將表面肌電信號作為控制信號。與前兩種主要以角、力和加速度等物理信息作為信號源的控制方法相比，可以更直觀地反映人體意圖。

最簡單的方法是基于肌電活動直接調(diào)節(jié)執(zhí)行器的力矩，首先通過肌電控制器把肌電活動轉(zhuǎn)換為估計的軌跡信息(如角度、力矩等)，然后通過本征控制器把軌跡信息轉(zhuǎn)換為電機控制參數(shù)信息。Herr團隊[36]提出一種比例肌電控制與內(nèi)在肌電控制相結(jié)合的混合控制器，穿戴者可以通過彎曲相應(yīng)的殘肢肌肉來調(diào)整假肢力矩增益。這種方法使假肢的控制與生物感覺運動控制結(jié)合起來，使神經(jīng)肌肉反射信號和脊髓上運動區(qū)能夠影響假肢的控制。Herr團隊[37]隨后提出的混合意志控制允許穿戴者在推離階段調(diào)節(jié)假肢，不僅能實現(xiàn)平地行走與樓梯行走，還能從平地?zé)o縫過渡到上/下樓梯。他們采集小腿殘肢肌電信號，計算移動平均值，建立從肌電信號到踝關(guān)節(jié)力矩的方程，可以直接、可靠地控制動力踝關(guān)節(jié)假肢，不需再對肌電圖信號進行抽象的解釋。Huang 等[38]采用連續(xù)比例肌電控制，殘肢中采集的肌電信號幅值與假肢關(guān)節(jié)力矩或功率成比例關(guān)系，允許穿戴者在整個步態(tài)周期中調(diào)整踝關(guān)節(jié)假肢力矩。王啟寧團隊[39]測量小腿截肢者脛骨前肌、腓腸肌肌電信號，建立從肌電信號到踝關(guān)節(jié)跖屈、背屈角度的映射方程，穿戴者經(jīng)過訓(xùn)練后，可在上下斜坡時通過肌肉收縮控制踝關(guān)節(jié)假肢角度。

使用神經(jīng)肌肉骨骼模型從關(guān)節(jié)屈/伸肌的肌電信號中計算關(guān)節(jié)凈力矩是一種較為復(fù)雜的直接意志控制方法。Thatte 等[40]提出基于神經(jīng)肌肉模型的假肢控制方法，使用肌肉動力學(xué)的近似模型和假設(shè)的反射路徑來生成一個七連桿平面雙足動物的關(guān)節(jié)力矩，產(chǎn)生與人類運動模式相似的運動步態(tài)，相比有限狀態(tài)機阻抗控制有更強的魯棒性。艾青松等[41]研究利用肌電圖和角度信號對踝關(guān)節(jié)跖-背曲進行肌肉骨骼模型建模的方法；基于正、逆動力學(xué)原理，采用差分進化算法對模型的各參數(shù)進行調(diào)整，實現(xiàn)參數(shù)優(yōu)化。

肌電信號與深度學(xué)習(xí)的結(jié)合是直接意志控制中新的熱點方向。美國佐治亞理工學(xué)院Weinberg 于2017 年制作仿生機械臂，肌電傳感器把不同電活動與對應(yīng)手指手勢相關(guān)聯(lián)，并且引入深度神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，其在訓(xùn)練后可以預(yù)測和記憶，“好像”肌肉本身帶有的記憶效應(yīng)和條件反射。這是世界上首次將深度學(xué)習(xí)引入仿生假肢，隨后其他研究者也在上肢假肢中應(yīng)用深度學(xué)習(xí)[42]。除與肌電信號外，深度學(xué)習(xí)也可與腦電信號相結(jié)合[43]進行假肢控制，但是踝關(guān)節(jié)假肢還沒有相關(guān)應(yīng)用實例。

表面肌電信號是肌肉收縮的直接反應(yīng)，延時小，保真度高，它在采集時只需表面電極片貼合皮膚表面即可，簡單方便，但它也具有一定的局限性和不足。肌電信號的波形、采集效果等與表貼位置有很大關(guān)系；皮膚狀態(tài)也會影響肌電信號的采集效果，比如長時間運動后皮膚表面的汗液；長期截肢者可能會出現(xiàn)肌肉萎縮現(xiàn)象，不能保證肌電信號準確和有效；電極片若位于假肢與接受腔之間，長期使用會壓迫皮膚表面，造成穿戴者不適，假肢使用體驗變差。

3 面臨的問題與展望

綜上所述，目前國內(nèi)外關(guān)于動力踝關(guān)節(jié)假肢的研究取得一定成果，但總體處于初級階段，依然面臨一定的問題與挑戰(zhàn)。首先，假肢驅(qū)動器普遍存在重量體積大、輸出力矩小、柔順性不夠、能量利用效率不夠高等不足，很難表現(xiàn)出類似正常肢體的運動特性，因此近年很多科研工作者逐漸轉(zhuǎn)向研究主被動混合假肢，協(xié)調(diào)主、被動控制的優(yōu)點以滿足人體需求。其次，假肢控制方法中，有限狀態(tài)機控制應(yīng)用最為廣泛、成熟，但不能進行良好反饋，仿生性不足；軌跡跟蹤控制不能很好適應(yīng)路況變化；直接意志控制基于仿生信號——肌電信號，穿戴者在行走中具有較高自主性，肌電信號與深度學(xué)習(xí)結(jié)合在上肢假肢有了一定應(yīng)用，在踝關(guān)節(jié)假肢中雖沒有相關(guān)研究但將成為未來熱點與趨勢；在控制方法中還應(yīng)注重多種路況下的行走步態(tài)模式、步速寬范圍內(nèi)的自動調(diào)整。最后，純生物力學(xué)信號控制與仿生信號控制各有特點，都有不能避免的不足。可以考慮將兩類信號聯(lián)系起來，取長補短，實現(xiàn)共融提高控制效果與精度。

表2 動力踝關(guān)節(jié)假肢控制方法分類