基于多傳感器信息的新型穿戴式上肢外骨骼康復機器人

劉壯 朱純煜 朱越 劉蘇 喻洪流,3 李素姣,3

0 引言

目前,腦卒中是導致肢體功能障礙的最主要因素之一[1]，約80%的腦卒中患者出現(xiàn)上肢偏癱。偏癱患者主要表現(xiàn)為自主運動能力喪失，無法實現(xiàn)自我生活照護[2]。醫(yī)學理論和實踐證明，規(guī)范、系統(tǒng)的早期康復治療對腦卒中患者恢復其運動功能起著至關重要的作用[3]。

通過康復訓練可以提高患者的肌力及活動度，防止肌肉萎縮，且鍛煉還會刺激神經(jīng)系統(tǒng)，提高其活躍性，促進腦細胞功能的恢復，改善上肢運動功能及認知功能，提高生活質量，為康復治療提供了全新的治療方式[4]。傳統(tǒng)的康復訓練主要由康復醫(yī)療師對患者的一對一輔助訓練來完成，這種被動式訓練方式耗時耗力，訓練效果受到治療師手法和體力等因素的影響，導致部分患者的康復效果不佳，進而影響患者的康復進程。

隨著機器人技術的飛速發(fā)展，上肢外骨骼康復機器人在康復和動力輔助相關領域呈現(xiàn)了廣闊的應用前景。研究顯示，利用康復機器人技術對肢體功能障礙患者進行康復訓練具有重要意義[5]。目前，國內外許多研究機構及企業(yè)已經(jīng)研發(fā)了不同自由度和功能的上肢康復機器人，比如瑞士Hocoma公司研發(fā)Armeo Spring外骨骼康復機器人，功能全面、技術成熟，但是設備比較復雜；Fellag等[6]設計的基于滑動控制的上肢外骨骼機器人，是一款擁有5個自由度的用于康復的外骨骼機器人，該外骨骼采用末端固定式，使用者只能坐在椅子上進行康復，導致活動范圍受到極大的局限。經(jīng)分析發(fā)現(xiàn)，這些上肢康復機器人具有多個自由度，活動范圍較大，但同時也導致設備體積較大，不利于攜帶。此外，部分外骨骼機器人缺乏實時檢測患者恢復狀況的功能，在一定程度上影響了患者的治療效果。

基于目前上肢外骨骼機器人存在的不足，本文研發(fā)了穿戴式上肢外骨骼康復機器人。該設備機械結構采用模塊化設計，體積小，重量輕，便于攜帶；控制系統(tǒng)包括肌電、應力、姿態(tài)采集等單元，并設計了主動、被動和助動三種訓練模式，可實時檢測患者肌肉恢復狀況，解決訓練模式自適應不足的問題。

1 系統(tǒng)機械結構

本文提出的穿戴式上肢外骨骼康復機器人機構包括肘關節(jié)和腕關節(jié)模塊，用于實現(xiàn)肘關節(jié)和腕關節(jié)的屈曲和伸展運動，其中肘關節(jié)具有主動、被動和助動三種訓練模式的主動自由度，腕關節(jié)為主動自由度無電機驅動。外骨骼的機械結構如圖1所示。

圖1 外骨骼整體機械結構

上臂設計的固定臂托和前臂固定架與穿戴者的手臂通過綁帶固定，可靈活調節(jié)綁帶長度以適應穿戴者的臂粗。

前臂設計了滑軌，前臂固定架、套可以在滑軌上滑動，以適應穿戴者的臂長，并保證了穿戴者與外骨骼肘部關節(jié)中心的連續(xù)重合。

肘關節(jié)模塊機構由前臂滑軌、前臂套、扭矩傳感器、上臂托、電機、電機架以及同步帶輪等結構組成。為整個外骨骼系統(tǒng)定制的MAXON直流諧波減速電機(直徑43 mm，長71 mm，減速比100)作為動力源，輸出12 N·m的力矩，符合設計要求。為了防止外骨骼對人體造成二次傷害，肘關節(jié)設計第一重機械限位(0°～140°)。此外，在外骨骼上創(chuàng)新性地安裝了姿態(tài)傳感器(MPU6050模塊)，實時采集肘關節(jié)角度信息，在軟件程序中設計第二重限位保護。

腕關節(jié)模塊的機械結構依據(jù)人體仿生學設計了前臂固定架、連接塊以及手柄等結構。腕關節(jié)模塊的主動自由度無電機驅動設計，保證患者在進行肘關節(jié)康復訓練的同時，腕部也可以得到充分的訓練，再配合手柄的抓握設計，完全符合訓練需求。

為保證上肢外骨骼的舒適性和輕便性，機械結構的滑軌部分為鋼制材料，其余部分如前臂固定架、上臂托、連接塊等結構均采用3D打印，以減輕穿戴外骨骼時的負重感。

2 控制系統(tǒng)

上肢外骨骼康復機器人控制系統(tǒng)總體設計框如圖2所示，包括主控芯片、數(shù)據(jù)采集單元、驅動單元、系統(tǒng)電源等部分。

圖2 上肢外骨骼康復機器人控制系統(tǒng)

考慮到整個外骨骼系統(tǒng)在使用中需要滿足輕便的條件，本文選用STM32芯片組成的嵌入式系統(tǒng)。可供選用的芯片分別是STM32F103、F407、F767芯片。其中F103芯片的ADC通道數(shù)最少(21通道)、主頻最低(72 MHz)；F4和F7芯片的ADC通道數(shù)目相同(24通道)，F(xiàn)4芯片主頻168 MHz；F7芯片主頻最高(216 MHz)。綜合芯片性能和成本，F(xiàn)407芯片ADC通道數(shù)、主頻等滿足控制系統(tǒng)需求，最終選定F407芯片為嵌入式系統(tǒng)主控芯片。主控芯片主要完成多傳感器數(shù)據(jù)采集、處理，發(fā)送控制指令驅動外骨骼運行等功能。

數(shù)據(jù)采集單元包括肌電電極、拉壓力傳感器(量程0～20 kg)、扭矩傳感器(量程0～20 N·m)、姿態(tài)傳感器(量程0～180°)。肌電電極、拉壓力傳感器和扭矩傳感器采集的數(shù)據(jù)，需要通過主控芯片的模數(shù)轉換器(analog to digital converter，ADC)，再進行軟件濾波。本文設計了多通道ADC同時采集(多傳感器)，引入直接存儲器訪問(direct memory access,DMA)來幫助主控芯片進行數(shù)據(jù)搬運，以保證系統(tǒng)的實時性，同時提高效率。姿態(tài)傳感器的數(shù)據(jù)在解算后通過通信串口將數(shù)據(jù)傳給主控芯片，主控芯片通過串口將所有數(shù)據(jù)傳給上位機(GUI界面)。實驗表明，上位機實時顯示表面肌電信號值、負載值、肘關節(jié)扭矩值以及上肢肘關節(jié)運動角度等信息，有助于患者了解自身的情況，吸引患者全身心投入到康復訓練中。

驅動單元由MAXON電機以及配套的驅動器等組成。電機安裝前需要使用EPOS Studio上位機軟件配置調試，調試結束可與主控芯片通信。本文采用CANopen協(xié)議來進行主控芯片與驅動器之間的通信，因為CANopen網(wǎng)絡各節(jié)點之間的數(shù)據(jù)通信實時性強，并且容易構成冗余結構，提高系統(tǒng)的可靠性和系統(tǒng)的靈活性，并且CAN已經(jīng)形成國際標準，已被公認為幾種最有前途的現(xiàn)場總線之一。

為了提高患者康復訓練的效率，本文設計了主動、被動和助動三種訓練模式軟件程序。軟件系統(tǒng)主控程序流程如圖3所示。

圖3 軟件系統(tǒng)主控流程

系統(tǒng)開始工作后，進入初始化程序(初始化過程設計了自動歸零程序，防止誤操作造成不必要的損傷)，隨后等待患者選擇模式，系統(tǒng)在接收到按鍵鍵入信息后，進入相應的模式。主動-助動模式下，采集人體的肌電信號，主控芯片對肌電信號進行預處理，再通過神經(jīng)網(wǎng)絡模型預測關節(jié)角度，根據(jù)預估值給驅動器發(fā)送控制指令，驅動外骨骼電機帶動患者完成康復訓練。被動模式下，按照設定的運行模式完成康復訓練，同時采集患者的表面肌電信號并通過上位機顯示，醫(yī)生和患者可實時觀測肌電信號。

考慮患者在康復訓練中的需求，在軟件程序中創(chuàng)新性地設計了擋位調節(jié)功能，以隨時調整擋位大小(0°～140°)。

3 外骨骼機器人系統(tǒng)性能實驗

3.1 受試者信息

實驗過程中需采集肌電信號，選擇肘部運動屈肌肱二頭肌和伸肌肱三頭肌這對拮抗肌。本研究招募的5名健康受試者均是高校學生，無肌肉損傷、肌肉骨骼病史，在實驗開始之前，確保受試者無劇烈的肘關節(jié)運動，避免肌肉疲勞而引發(fā)測量數(shù)據(jù)的偏差。受試者穿戴外骨骼，整體運行性能安全可靠。

3.2 上肢外骨骼助力性能實驗

為了探究受試者穿戴外骨骼時肌肉激活程度，驗證上肢外骨骼康復機器人給上肢提供助力完成助動訓練的可行性，建立表面肌電信號與肌肉激活程度關系模型，得到對應肌肉的神經(jīng)激活水平即肌肉激活程度[9]：

式中：a(t)為肌肉激活程度，a(t)∈[0，1]，肌肉處于最大自主收縮狀態(tài)時a=1，肌肉未激活時a=0；A為非線性形狀因子；U(t)為經(jīng)過預處理后的表面肌電信號。

受試者做兩組對照實驗，一組是在無輔助力情況下，克服上肢和外骨骼前臂重力完成屈-伸肘運動；另一組是有輔助力下，完成肘部運動。上肢外骨骼康復機器人助力性能實驗場景如圖4所示。

圖4 上肢外骨骼康復機器人助力性能實驗場景

受試者屈肘實驗的肘部運動屈肌肱二頭肌激活程度如圖5所示，伸肘實驗的伸肌肱三頭肌激活程度如圖6所示。

圖5 肱二頭肌激活程度

圖6 肱三頭肌激活程度

由圖可知，無輔助力完成運動的情況下，肱二頭肌、肱三頭肌激活程度分別達到0.53和0.16；有輔助力的情況下，肱二頭肌、肱三頭肌平均激活程度分別達到0.21和0.05。由此可知，受試者肱二頭肌、肱三頭肌肌肉激活程度在有-無輔助力時分別減弱約32%、11%，驗證了上肢外骨骼康復機器人給上肢提供助力完成助動訓練的可行性。

3.3 上肢外骨骼肌電控制性能實驗

為了驗證肌電信號預測關節(jié)運動角度能否滿足控制需求，驗證外骨骼輔助人體完成主動訓練的可行性，受試者左臂分別進行肘關節(jié)屈伸動作。實驗時，受試者左臂貼肌電電極如圖7所示，右臂穿戴上肢外骨骼康復機器人。

圖7 左臂肌電電極位置

左臂肌電信號通過肌電電極傳輸?shù)街骺匦酒ㄟ^表面肌電信號與肘關節(jié)角度的BP神經(jīng)網(wǎng)絡模型來預測關節(jié)運動角度，選取最大的關節(jié)角度作為真實角度，真實角度作為上肢外骨骼肘關節(jié)運動的目標角度[10-12]。在運動過程中，姿態(tài)傳感器將上肢外骨骼跟隨目標角度值的運動角度傳到主控芯片，主控芯片通過串口將外骨骼角度發(fā)送到上位機顯示。對比真實角度和上位機顯示的外骨骼角度，5位受試者肌電信號預測關節(jié)角度準確率分別93%、95%、96%、94%、97%，平均值為95%。

由此可知，上肢外骨骼活動角度在人體正常范圍之內，外骨骼的跟隨運動與受試者真實運動意圖差異性較小，準確率約95%，驗證了外骨骼輔助人體完成主動訓練的可行性。

3.4 上肢外骨骼應力測試實驗

為了驗證拉壓力傳感器和扭矩傳感器實際測量值的準確度，驗證外骨骼輔助人體負載重物完成被動訓練的可行性，受試者穿戴外骨骼在被動模式下完成如下實驗。選用50 g、100 g、200 g標準砝碼，進行傳感器數(shù)據(jù)測試。拉壓力傳感器實驗測得數(shù)據(jù)如表1所示。

表1 拉壓力傳感器實驗數(shù)據(jù)

扭矩傳感器實驗數(shù)據(jù)如表2所示。

表2 扭矩傳感器實驗數(shù)據(jù)

實驗中可能因為砝碼自身以及實驗需要掛鉤懸掛砝碼等原因導致微量誤差，但是實驗結果表明，拉壓力傳感器和扭矩傳感器測量值誤差均低于5%，驗證了外骨骼輔助人體負載重物完成被動訓練的可行性。

4 討論和結論

本文提出一種穿戴式上肢外骨骼康復機器人，機械結構采用模塊化設計，體積小，重量輕，便于攜帶，控制系統(tǒng)包括肌電采集、應力采集、姿態(tài)采集等單元，并設計了主動、被動和助動三種訓練模式，解決了部分設備無法實時檢測患者肌肉恢復狀況、訓練模式自適應不足等問題。此外，該設備還有其他設備不具有的肌電信號估計肘關節(jié)角度功能。

實驗表明，上肢外骨骼機器人系統(tǒng)運行安全可靠，受試者穿戴外骨骼在有輔助力情況下的肌肉激活程度平均降低約21%，肌電信號預測關節(jié)角度準確度約95%，應力檢測值與負載實際值誤差低于5%，驗證了上肢外骨骼機器人給人體提供助力、提高患者自身的參與度以及輔助人體負載重物的可行性，可以進行輔助患者進行上肢康復訓練。