基于阻抗模型的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)

陳 靚，黃玉平，陶云飛，賈龍飛，郭亞星

(北京精密機(jī)電控制設(shè)備研究所，北京 100076)

0 引言

下肢康復(fù)機(jī)器人的安全性需求極高。因此，患者在康復(fù)訓(xùn)練過程中，需要考慮控制系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)軌跡的位置，同時(shí)密切關(guān)注患者康復(fù)過程中的安全性與舒適程度[1]。隨著機(jī)器人技術(shù)發(fā)展，社會(huì)對(duì)下肢康復(fù)機(jī)器人需求量增加，根據(jù)康復(fù)醫(yī)學(xué)理論，在計(jì)算機(jī)控制的模擬控制系統(tǒng)支持下，幫助患者模擬正常人實(shí)際走路姿勢進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，鍛煉下肢，達(dá)到恢復(fù)肢體運(yùn)動(dòng)能力的目的。下肢康復(fù)機(jī)器人在訓(xùn)練過程中，根據(jù)患者患病情況及時(shí)調(diào)整運(yùn)動(dòng)速度，使患者達(dá)到康復(fù)最佳效果[2]。研究表明，坐姿和躺姿的下肢康復(fù)訓(xùn)練能夠減少腦部受到損傷的患者身體重量與髖關(guān)節(jié)和腿部負(fù)荷，提高患者下肢康復(fù)效率。由美國斯坦福大學(xué)研制的THE ARM GUIDE末端患肢完成直線軌跡機(jī)器人，采用了比例微分位置控制方式，為關(guān)節(jié)提供自由運(yùn)動(dòng)能力；由日本安川電機(jī)公司研制了TEM LX2 typeD下肢康復(fù)機(jī)器人，使用被動(dòng)訓(xùn)練方式進(jìn)行主動(dòng)柔順，避免患者受到二次傷害；由中國科學(xué)院研究的坐/臥式下肢康復(fù)機(jī)器人“iLeg”，可以根據(jù)患者康復(fù)階段的被動(dòng)訓(xùn)練方式進(jìn)行阻抗訓(xùn)練。上述這3種系統(tǒng)雖然充分考慮了下肢髖、膝兩個(gè)關(guān)節(jié)對(duì)康復(fù)的影響，但柔順能力較差，導(dǎo)致系統(tǒng)控制效果并不理想[3]。根據(jù)康復(fù)醫(yī)學(xué)理論和阻抗模型，在一套完整的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)支持下，幫助患者模擬正常人走路規(guī)律進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，完成了可調(diào)節(jié)可拆卸交互控制系統(tǒng)的設(shè)計(jì)。

1 康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)總體方案

跟據(jù)上下兩級(jí)控制，設(shè)計(jì)下肢康復(fù)機(jī)器人的交互控制系統(tǒng)，如圖1所示。

圖1 交互控制系統(tǒng)總體方案

系統(tǒng)中，PC主機(jī)負(fù)責(zé)系統(tǒng)管理、狀態(tài)顯示、實(shí)時(shí)監(jiān)控等[4]。以步態(tài)運(yùn)動(dòng)為依據(jù)，確定控制系統(tǒng)所運(yùn)行到的位置，該位置是唯一確定的，因此步態(tài)控制系統(tǒng)是一個(gè)位置閉環(huán)控制系統(tǒng)[5]。

下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)能夠?qū)颊邔?shí)施被動(dòng)和主動(dòng)兩種控制模式，在被動(dòng)控制模式中，機(jī)器人模仿正常人生活中一些動(dòng)作，帶動(dòng)患者訓(xùn)練。主動(dòng)控制模式中，機(jī)器人帶動(dòng)病情較輕的患者，對(duì)其下肢肌肉力量進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)下肢力量訓(xùn)練[6]。

2 系統(tǒng)整體結(jié)構(gòu)

圖2為所設(shè)計(jì)系統(tǒng)的整體結(jié)構(gòu)。

圖2 系統(tǒng)示意圖

其中，硬件結(jié)構(gòu)是由力傳感器、反饋編碼器、霍爾開關(guān)、A/D轉(zhuǎn)換器、I/O接口、PC主機(jī)、驅(qū)動(dòng)電路組成的。機(jī)器人在行走時(shí)，腳的運(yùn)動(dòng)軌跡形成一個(gè)橢圓，下肢康復(fù)機(jī)器人通過步態(tài)控制機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)了橢圓軌跡，方便控制。驅(qū)動(dòng)電路通過一定傳動(dòng)比帶動(dòng)步態(tài)控制機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)，控制機(jī)的末端與一個(gè)滾軸相連，而在該設(shè)備上安裝一個(gè)腳踏板，患者踩在腳踏板上進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練[7]。

2.1 L型二維力傳感器

L型二維力傳感器是一種將力信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?hào)形式輸出的電子元件，該力傳感器主要是由三個(gè)部分組成的，分別是彈性體、電阻應(yīng)變片、電路。該型號(hào)力傳感器具有尺寸小、高度低、耐腐蝕的優(yōu)勢，主要用于機(jī)器人運(yùn)動(dòng)空間小的力值檢測領(lǐng)域[8]。采用全不銹鋼材質(zhì)，抗機(jī)械疲勞性較強(qiáng)，使用2mm機(jī)器人專用外徑導(dǎo)線，信號(hào)穩(wěn)定，抗干擾性較強(qiáng)。力傳感器接線方式如圖3所示。

圖3 力傳感器接線方式

圖3所示為壓向輸出正信號(hào)，拉向輸出負(fù)信號(hào)接線方式，如需拉向輸出為正，需調(diào)換綠線和白線[9]。

DYHW-113型號(hào)微型力傳感器可以通過機(jī)械臂上內(nèi)嵌的力傳感器獲取，機(jī)器人需要恒力反饋確定其推動(dòng)力是否夠用，實(shí)現(xiàn)制造流程一致性。采用該傳感器可確定零部件位置和高度，確定兩個(gè)方向上的人機(jī)交互力，通過不斷調(diào)整抓取高度就可實(shí)現(xiàn)目標(biāo)精準(zhǔn)定位[10]。

2.2 絕對(duì)值編碼器

本文設(shè)計(jì)的下肢康復(fù)機(jī)器人依據(jù)下肢解剖學(xué)設(shè)計(jì)為單側(cè)3個(gè)自由度，其髖關(guān)節(jié)屈/伸、膝關(guān)節(jié)屈/伸、踝關(guān)節(jié)屈/伸運(yùn)動(dòng)兼顧了對(duì)不同損傷程度的大關(guān)節(jié)到小關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)。為了實(shí)現(xiàn)對(duì)大腿長度、小腿長度、座椅寬度、座椅俯仰角度的調(diào)節(jié)，我們在機(jī)器人大小腿連桿內(nèi)部、髖關(guān)節(jié)寬度調(diào)節(jié)滑臺(tái)安裝了共5個(gè)自由度的電動(dòng)推桿。下肢康復(fù)的11自由度外骨骼機(jī)器人的機(jī)械結(jié)構(gòu)如圖1所示，各關(guān)節(jié)由無框電機(jī)驅(qū)動(dòng)。每個(gè)關(guān)節(jié)安裝了絕對(duì)編碼器，增量編碼器和轉(zhuǎn)矩傳感器，分別記錄關(guān)節(jié)角度，角速度和轉(zhuǎn)矩。編碼器可將信號(hào)或數(shù)據(jù)進(jìn)行編制與轉(zhuǎn)換，并將角度轉(zhuǎn)換為電信號(hào)形式。該編碼器中心具備一個(gè)光電碼盤，通過讀取有光發(fā)射和接收器件讀取，能夠獲取正弦波相位差[11]。帶有混合式260.00的反饋步進(jìn)編碼器一般分為增量型與絕對(duì)型，所設(shè)計(jì)絕對(duì)型編碼器的位置是由輸出代碼讀數(shù)確定的，因此位置輸出代碼具有唯一性[12]。

2.3 驅(qū)動(dòng)電路

通過驅(qū)動(dòng)電路來控制電路信號(hào)，其電路設(shè)計(jì)如圖4所示。

圖4 驅(qū)動(dòng)電路

將控制電路輸出的脈沖寬度調(diào)制進(jìn)行放大處理，使其足以驅(qū)動(dòng)功率晶體管自動(dòng)運(yùn)作。以電路傳來的信號(hào)為控制目標(biāo)，轉(zhuǎn)換到電力電子器件控制端處，使其開通或斬?cái)嘈盘?hào)，以此保證器件具有可靠導(dǎo)通效果[15]。

3 參考軌跡自適應(yīng)柔順控制

患者在康復(fù)過程中，容易出現(xiàn)痙攣等突發(fā)情況，下肢發(fā)生肌肉收縮，這與機(jī)器人的機(jī)械腿產(chǎn)生對(duì)抗，因此，需要機(jī)械腿體現(xiàn)出一定柔順性，確保患者康復(fù)過程更加舒適和自然。

3.1 阻抗控制模型

阻抗控制可以為下肢康復(fù)機(jī)器人與周圍環(huán)境之間的動(dòng)態(tài)影響設(shè)定一個(gè)動(dòng)態(tài)目標(biāo)模型，確定目標(biāo)信號(hào)。使用二階微分方程表示下肢康復(fù)機(jī)器人目標(biāo)阻抗模型，如式(1)所示：

(1)

下肢康復(fù)機(jī)器人的訓(xùn)練過程可以忽略加速度和向心力因素影響，構(gòu)建系統(tǒng)控制模型如圖5所示。

圖5 系統(tǒng)控制模型框圖

下肢康復(fù)機(jī)器人需要在整個(gè)訓(xùn)練過程保持平穩(wěn)運(yùn)行，因此在系統(tǒng)控制過程中，添加PID控制器，具有消除力誤差功能，對(duì)位置、速度都具有一定調(diào)節(jié)作用。

3.2 參考運(yùn)動(dòng)軌跡設(shè)計(jì)

患者被動(dòng)康復(fù)過程中理想的末端運(yùn)動(dòng)軌跡可以設(shè)定為一個(gè)有關(guān)時(shí)間的參數(shù)式方程，對(duì)時(shí)間進(jìn)行等間隔取樣，獲取相同時(shí)間間隔的末端位置序列，利用逆向運(yùn)動(dòng)學(xué)獲取有關(guān)關(guān)節(jié)空間的位置序列。該序列是由一階可導(dǎo)的光滑曲線離散化得到的，并且具有唯一屬性，為了保證序列元素唯一性，需在循環(huán)康復(fù)訓(xùn)練過程中，選取的時(shí)間段被設(shè)定為一個(gè)運(yùn)動(dòng)周期，從該周期內(nèi)獲取指定任務(wù)路徑以及系統(tǒng)實(shí)時(shí)位置。

基于阻抗控制模型下的患者康復(fù)訓(xùn)練包括3個(gè)狀態(tài)，分別是跟蹤、主動(dòng)柔順和接近：

1)跟蹤：當(dāng)患者沒有出現(xiàn)痙攣突發(fā)情況時(shí)，下肢沒有產(chǎn)生肌肉收縮情況，此時(shí)當(dāng)前位置與給定軌跡之間距離是小于設(shè)定閾值的，系統(tǒng)向遠(yuǎn)離設(shè)定軌跡運(yùn)動(dòng)。

2)主動(dòng)柔順：當(dāng)患者出現(xiàn)痙攣突發(fā)情況時(shí)，下肢產(chǎn)生肌肉收縮情況，此時(shí)下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)將會(huì)沿著肌肉收縮力矩方向偏離理想軌跡，實(shí)現(xiàn)主動(dòng)柔順。

3)接近：當(dāng)患者出現(xiàn)痙攣突發(fā)情況時(shí)，下肢產(chǎn)生肌肉收縮情況，此時(shí)當(dāng)前位置與給定軌跡之間距離是大于設(shè)定閾值的，系統(tǒng)向靠近設(shè)定軌跡運(yùn)動(dòng)。

上述3個(gè)狀態(tài)充分體現(xiàn)了空間和時(shí)間上的主動(dòng)柔順性，下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)中參考運(yùn)動(dòng)軌跡流程設(shè)計(jì)如圖6所示。

圖6 參考運(yùn)動(dòng)軌跡流程設(shè)計(jì)

當(dāng)患者下肢與下肢康復(fù)機(jī)器人機(jī)械腿發(fā)生對(duì)抗時(shí)，系統(tǒng)會(huì)停止運(yùn)動(dòng)，有效緩解兩者之間對(duì)抗，充分體現(xiàn)了主動(dòng)柔順性。在下肢力矩消失后，該軌跡與初始軌跡不會(huì)出現(xiàn)時(shí)間偏置，保證了患者康復(fù)過程的舒適和安全。

4 柔順訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)研究

對(duì)于基于阻抗模型的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)進(jìn)行柔順訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)時(shí)，需先將實(shí)驗(yàn)者放置在機(jī)器人上部，在控制系統(tǒng)下機(jī)器人將帶動(dòng)實(shí)驗(yàn)者下肢按照規(guī)劃好的軌跡進(jìn)行運(yùn)動(dòng)。

4.1 實(shí)驗(yàn)過程

當(dāng)實(shí)驗(yàn)者的下肢對(duì)機(jī)器人的力小于設(shè)定的閾值時(shí)，則力傳感器信號(hào)為0，此時(shí)下肢康復(fù)機(jī)器人軌跡不會(huì)發(fā)生改變；當(dāng)實(shí)驗(yàn)者的下肢對(duì)機(jī)器人的力大于設(shè)定的閾值時(shí)，則力傳感器信號(hào)不為0，此時(shí)下肢康復(fù)機(jī)器人閉合力環(huán)，這樣當(dāng)機(jī)器人運(yùn)動(dòng)軌跡偏離預(yù)定軌跡時(shí)，實(shí)驗(yàn)者不再用力，機(jī)器人將會(huì)回歸控制系統(tǒng)所設(shè)定軌跡，由此實(shí)現(xiàn)柔順運(yùn)動(dòng)控制。下肢康復(fù)機(jī)器人控制系統(tǒng)如圖7所示。

圖7 實(shí)驗(yàn)者下肢康復(fù)訓(xùn)練中

4.2 力矩檢測及分析

基于阻抗模型的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)下康復(fù)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖8所示。

圖8 膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)軌跡

從圖8可看出，下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)在患者康復(fù)訓(xùn)練過程中表現(xiàn)出了良好運(yùn)動(dòng)軌跡跟蹤性能。為了分析患者突發(fā)情況下的記錄，實(shí)現(xiàn)柔順康復(fù)軌跡，需先標(biāo)定力矩傳感器，并給出空載情況下力矩值和負(fù)載情況下帶人進(jìn)行被動(dòng)康復(fù)，人體不施加力矩值，如圖9所示。

圖9 腳底二維力矩傳感器值

由圖9可知：負(fù)載情況下，力矩傳感器最大力矩為44 Nm，最小力矩為-29.5 Nm；而負(fù)載情況下，力矩傳感器最大力矩為-3 Nm，最小力矩為-22 Nm。

外骨骼在負(fù)載下合力矩與膝關(guān)節(jié)角度如圖10所示。

圖10 負(fù)載下合力矩與膝關(guān)節(jié)角度

由圖10可知，在負(fù)載下的膝關(guān)節(jié)角度變化具有一定規(guī)律性，最大角度為94°，最小角度為61°；負(fù)載情況下的合力矩變化規(guī)律性不強(qiáng)，最大合力矩為93 Nm，最小合力矩為63 Nm。

4.3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果與分析

患者康復(fù)初期，經(jīng)常會(huì)出現(xiàn)肌肉痙攣現(xiàn)象，當(dāng)患者出現(xiàn)異常情況時(shí)，康復(fù)效果并不理想，需要實(shí)時(shí)記錄傳感器獲取的數(shù)據(jù)。在該數(shù)據(jù)支持下，將基于THE ARM GUIDE末端患肢直線軌跡機(jī)器人、TEM LX2 typeD下肢康復(fù)機(jī)器人以及坐/臥式下肢康復(fù)機(jī)器人與基于阻抗模型機(jī)器人的外骨骼在負(fù)載下的合力矩與膝關(guān)節(jié)角度控制情況進(jìn)行對(duì)比分析，結(jié)果如表1所示。

由表1可知：基于阻抗模型機(jī)器人與實(shí)際患者所需的康復(fù)軌跡一致，合力矩與膝關(guān)節(jié)角度大小基本相同，而其余3種機(jī)器人缺少阻抗控制，導(dǎo)致合力矩與膝關(guān)節(jié)角度與實(shí)際情況不一致。

為了進(jìn)一步說明基于阻抗模型機(jī)器人柔順性好，需觀察患者單腿在豎直方向上的柔順性表現(xiàn)，如圖11所示。

通過圖11可看出，基于阻抗模型機(jī)器人交互控制系統(tǒng)能夠在實(shí)現(xiàn)足底與地平面穩(wěn)定接觸情況下，大大減小地面對(duì)機(jī)器人腿部接觸的沖擊力，保證系統(tǒng)快速穩(wěn)定運(yùn)行，由此也證實(shí)了基于阻抗模型的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)的合理性。

表1 四種機(jī)器人合力矩與膝關(guān)節(jié)角度對(duì)比分析

圖11 單腿接觸力變化曲線

5 結(jié)束語

構(gòu)建基于阻抗模型控制方法設(shè)計(jì)了下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)，并通過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證分析。采用阻抗模型控制方法實(shí)現(xiàn)了下肢有限主動(dòng)柔順性，加強(qiáng)了下肢康復(fù)機(jī)器人對(duì)下肢主動(dòng)柔順性，由實(shí)驗(yàn)結(jié)果可知，與傳統(tǒng)阻抗控制方法案相比，設(shè)計(jì)的交互控制系統(tǒng)具有更好主動(dòng)柔順性，為患者提供更好的保護(hù)，使患者在康復(fù)訓(xùn)練過程中存在一種舒適感覺。

總之，基于阻抗模型的下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)更加人性化，有利于患者康復(fù)，幫助患者恢復(fù)下肢運(yùn)動(dòng)機(jī)能。為了進(jìn)一步優(yōu)化該系統(tǒng)，采用AVR單片機(jī)，降低成本，使下肢康復(fù)機(jī)器人交互控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)更加產(chǎn)品化。對(duì)下肢康復(fù)機(jī)器人配以合適生物信息檢測功能，通過生物反饋信息來提高患者康復(fù)效果。分析PC端收集起來的生物信息，能夠記錄康復(fù)訓(xùn)練效果，進(jìn)而選擇有效訓(xùn)練方案，使系統(tǒng)變得更加智能化。