下肢膝關(guān)節(jié)康復(fù)外骨骼機(jī)械設(shè)備及控制算法研究

曾勇

（廣西水利電力職業(yè)技術(shù)學(xué)院，廣西 南寧 530023）

0 引言

下肢外骨骼領(lǐng)域的研究主要開始于20世紀(jì)60年代末，由美國和前南斯拉夫的一些研究小組帶頭，當(dāng)時(shí)的研究目的主要時(shí)用于軍事目的[1]。在過去的幾十年里，康復(fù)外骨骼得到了廣泛的研究，它能有針對性的對腦卒中病人進(jìn)行康復(fù)治療，而且將理療師和看護(hù)人員從沉重的體力治療中解放出來，是一種針對腦卒中疾病的自動(dòng)化解決方案，對改善腦卒中和中風(fēng)患者的步行能力有積極的作用[2]。

對近十年來研發(fā)的下肢膝關(guān)節(jié)外骨骼進(jìn)行系統(tǒng)的回顧并詳細(xì)闡述其異同點(diǎn)，具體從機(jī)械結(jié)構(gòu)和控制策略兩方面進(jìn)行比較。

1 膝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)械結(jié)構(gòu)分析

早期膝關(guān)節(jié)外骨骼的研究目的在于助力，如美國Yobotics公司研發(fā)的名為Roboknee膝關(guān)節(jié)外骨骼，由彈性驅(qū)動(dòng)器、機(jī)械連桿以及檢測電子元件組成，通過膝關(guān)節(jié)角度和地面反作用力確定用戶意圖，如圖1（a）所示，助力穿戴者爬樓梯和進(jìn)行膝蓋深度彎曲[3]。在Roboknee之后，美國麻省理工學(xué)院Aaron M.Dollar研究小組在2008年提出的一種便于跑步自動(dòng)助力膝關(guān)節(jié)外骨骼，如圖1（b）所示，它是通過與膝關(guān)節(jié)平行安裝的移動(dòng)彈簧在跑步過程中存儲(chǔ)和釋放能量實(shí)現(xiàn)助力。Yong-Lae Park et al.設(shè)計(jì)了一種柔軟的可穿戴機(jī)器人設(shè)備，如圖1（c）所示，該設(shè)備由彈性關(guān)節(jié)肌肉促動(dòng)器和柔軟的織物套組成，采用氣動(dòng)驅(qū)動(dòng)裝置驅(qū)動(dòng)，用于主動(dòng)輔助膝蓋運(yùn)動(dòng)。該設(shè)備的一個(gè)關(guān)鍵特征是彈性體肌肉的二維設(shè)計(jì)，它不僅使設(shè)備緊湊，而且簡化了制造過程。為了探究氣壓的系統(tǒng)變化與膝關(guān)節(jié)伸展角度的關(guān)系，Yong-Lae Park et al.利用3D打印的鉸接式膝關(guān)節(jié)模型進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明，最大伸展角和最大屈曲角分別為95°和37°[4]。Nikos Karavas et.al提出了一種基于運(yùn)動(dòng)阻抗的輔助控制方案的膝關(guān)節(jié)外骨骼裝置，它由大腿構(gòu)件、小腿構(gòu)件以及基于SEA建立的旋轉(zhuǎn)驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)（CompAct RS）組成[5]。其中，緊湊型RS由彈性模塊（包含杠桿臂和可配置的樞軸點(diǎn)）和電機(jī)模塊組成，如圖1（d）所示，配合運(yùn)動(dòng)阻抗控制方案可根據(jù)膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)剛度變化曲線配置對應(yīng)剛度，從而能夠做出符合下肢膝關(guān)節(jié)肌肉活動(dòng)和運(yùn)動(dòng)情況的輔助動(dòng)作，具有良好的運(yùn)動(dòng)順應(yīng)性。

圖1 早期膝關(guān)節(jié)處骨骼的研究

近十幾年來研究者在設(shè)計(jì)膝關(guān)節(jié)模型時(shí)更多考慮了外骨骼與人體關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的時(shí)變特征相順應(yīng)，以此來達(dá)到更好的運(yùn)動(dòng)順應(yīng)性。然而人體的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)是復(fù)雜的，要想達(dá)到完全順應(yīng)的情況這對外骨骼的結(jié)構(gòu)順應(yīng)是一個(gè)挑戰(zhàn)。另外，如何在保證可靠性的同時(shí)減小外骨骼的轉(zhuǎn)動(dòng)慣性及體積，也是結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)需要重點(diǎn)考慮的問題。

2 控制策略

下肢外骨骼系統(tǒng)融合了傳感、控制、人機(jī)交互等多學(xué)科領(lǐng)域的關(guān)鍵技術(shù)，其中控制策略是研究難點(diǎn)之一?？刂撇呗缘闹饕康氖峭ㄟ^預(yù)測捕獲穿戴者的運(yùn)動(dòng)意圖并根據(jù)穿戴者的意圖結(jié)合康復(fù)需求做出輔助動(dòng)作，幫助患者進(jìn)行步態(tài)康復(fù)。根據(jù)控制策略的輸入信號的不同，外骨骼的控制策略可分位置控制、力/力矩控制及生物電信號控制等,控制策略與相關(guān)的要素的關(guān)系見表1。

表1 控制策略與相關(guān)要素的關(guān)系

3 位置控制

3.1 PID控制

PID控制是位置控制中應(yīng)用最廣泛的方法之一，PID控制策略具有結(jié)構(gòu)簡單、通用性強(qiáng)、參數(shù)可調(diào)且不依賴模型的特點(diǎn)，在工業(yè)自動(dòng)化行業(yè)得到廣泛應(yīng)用。陳貴亮等[6]對下肢康復(fù)機(jī)器人膝關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)進(jìn)行建模，并將PID控制器用于控制系統(tǒng)中，能夠達(dá)到響應(yīng)速度快和穩(wěn)定性高的要求。下肢外骨骼機(jī)器人具有多輸入多輸出的模型，不確定性和非線性程度比較高，經(jīng)典PID不能很好地進(jìn)行精確控制，人們通常將經(jīng)典PID控制與模糊控制、神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)等智能算法相結(jié)合，以減小控制誤差，提高控制精度。Geng Zhang[7]設(shè)計(jì)了一種模糊自適應(yīng)PID控制系統(tǒng)，利用偏差信號的模糊推理模塊，實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)PID控制器的參數(shù)，使系統(tǒng)具有良好的穩(wěn)定性和有效性。Wang[8]針對機(jī)器人關(guān)節(jié)力矩控制動(dòng)態(tài)模型參數(shù)并不準(zhǔn)確的問題，將負(fù)反饋與PID調(diào)節(jié)器相結(jié)合，建立了模糊PID控制器，消除了系統(tǒng)誤差。采用智能模糊算法建立模糊PID控制器，改善系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)特性。模糊PID自適應(yīng)控制器比常規(guī)PID控制器能更好地減小超調(diào)量和系統(tǒng)響應(yīng)，更好地降低噪聲和跟蹤誤差，提高控制精度。

3.2 軌跡跟蹤控制

大多數(shù)具有被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練模式的外骨骼系統(tǒng)都使用了軌跡跟蹤控制，軌跡跟蹤是指外骨骼帶動(dòng)患者按照規(guī)劃的軌跡路線進(jìn)行步態(tài)訓(xùn)練，一般有預(yù)定義的步態(tài)軌跡和基于步態(tài)模式下的響應(yīng)預(yù)定義步態(tài)軌跡控制。預(yù)定義的步態(tài)軌跡控制，易于實(shí)現(xiàn)，但不允許患者自主化的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)，會(huì)給患者帶來更多的疲勞。基于步態(tài)模式下的響應(yīng)預(yù)定義需要一個(gè)精確的動(dòng)態(tài)系統(tǒng)模型。在軌跡跟蹤控制中，由于系統(tǒng)中存在的干擾會(huì)影響關(guān)節(jié)軌跡跟蹤的性能，可使用高精度的控制算法來實(shí)現(xiàn)連續(xù)、重復(fù)的訓(xùn)練。Long Y等[9]針對被動(dòng)模式下肢外骨骼機(jī)器人的步態(tài)軌跡跟蹤控制問題，提出一種自抗擾控制策略，使得康復(fù)系統(tǒng)能夠更準(zhǔn)確地跟蹤目標(biāo)步態(tài)。將系統(tǒng)未建模動(dòng)態(tài)，系統(tǒng)間動(dòng)態(tài)耦合和外部擾動(dòng)是為總干擾，采用前饋方式進(jìn)行補(bǔ)償，通過設(shè)計(jì)的誤差反饋控制器，實(shí)現(xiàn)對期望步態(tài)軌跡的跟蹤控制，相比PID控制該控制能夠?qū)崿F(xiàn)良好的跟蹤效果，還能有效抑制干擾。

4 力/力矩控制

基于人機(jī)間的力/力矩控制策略較多，其控制對象是人與外骨骼間的交互力信息。使用此類控制方法需要檢測人機(jī)之間的交互力。Gong[10]為膝關(guān)節(jié)外骨骼開發(fā)了一種力控制策略，可以為用戶生成自定義的輔助力，實(shí)驗(yàn)表明該外骨骼具有良好的力跟蹤性能，能夠獲得自然的步態(tài)模式。Taha Z[11]針對傳統(tǒng)比例微分（PD）控制率的干擾調(diào)節(jié)問題，提出了一種粒子群優(yōu)化主動(dòng)力的控制策略。與傳統(tǒng)控制方案相比，具有很強(qiáng)的魯棒性。常用的控制策略主要有阻抗控制和導(dǎo)納控制兩種形式。

4.1 阻抗控制

阻抗控制是根據(jù)參考軌跡和位置誤差與相互作用力之間的期望動(dòng)態(tài)關(guān)系來制定的。一般來說，阻抗控制由兩個(gè)控制回路組成：一個(gè)調(diào)節(jié)末端執(zhí)行器與外部環(huán)境相互作用的外部阻抗回路，另一個(gè)可以是轉(zhuǎn)矩控制回路或位置/速度控制回路的內(nèi)部控制回路。對于外阻抗環(huán)，需要用任務(wù)空間表示阻抗目標(biāo)的動(dòng)力學(xué)。對于內(nèi)部控制回路，控制律的坐標(biāo)表示有兩種可能。一種是基于力的阻抗控制，關(guān)節(jié)空間內(nèi)的轉(zhuǎn)矩控制需要將外環(huán)產(chǎn)生的受控力轉(zhuǎn)化為需要跟蹤的受控轉(zhuǎn)矩。因此，這就需要在線計(jì)算雅可比矩陣。另一種是基于位置/速度的阻抗控制，內(nèi)部位置/速度控制可以通過逆運(yùn)動(dòng)學(xué)將任務(wù)坐標(biāo)在關(guān)節(jié)空間中轉(zhuǎn)換為關(guān)節(jié)坐標(biāo)。阻抗控制通常用于人機(jī)交互的環(huán)境，其中運(yùn)動(dòng)作為輸入，力作為輸出，在康復(fù)外骨骼的控制中應(yīng)用最為廣泛。

4.2 導(dǎo)納控制

導(dǎo)納控制能夠?qū)崿F(xiàn)人機(jī)柔順交互，因此在康復(fù)機(jī)器人中得到了廣泛的應(yīng)用。阻抗控制是建立在力與速度或位置的動(dòng)態(tài)關(guān)系上的控制方法，而導(dǎo)納控制建立在力與位置偏差或者速度偏差的動(dòng)態(tài)關(guān)系上的控制方法，以阻抗控制為基礎(chǔ)，利用一個(gè)外力環(huán)和一個(gè)內(nèi)部位置環(huán)構(gòu)成整個(gè)控制器。Han Y[12]設(shè)計(jì)了一款利用鮑登電纜傳輸電機(jī)產(chǎn)生的力，慣量小、重量輕的外骨骼腿，提出了一種基于導(dǎo)納控制的康復(fù)型外骨骼腿擺動(dòng)控制方法。其以人機(jī)交互扭矩、慣性補(bǔ)償器扭矩和外骨骼扭矩作為導(dǎo)納控制系統(tǒng)的輸入，搖擺時(shí)髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的角度為輸出，進(jìn)行了模擬康復(fù)訓(xùn)練變擺頻實(shí)驗(yàn)、髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)控制實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明調(diào)節(jié)補(bǔ)償?shù)膽T性補(bǔ)償器隨擺動(dòng)頻率的變化而變化，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)具有良好的協(xié)調(diào)。

5 生物電信號控制

生物信號控制是利用人體肌肉活動(dòng)產(chǎn)生的電信號作為控制源，相比于力信號，生物電信號獲取方式簡單，安全性較高。人體生物信號的產(chǎn)生是早于人體肢體的運(yùn)動(dòng)動(dòng)作，因此，可以用來預(yù)判人體運(yùn)動(dòng)意圖，控制調(diào)節(jié)外骨骼。在下肢康復(fù)外骨骼控制中應(yīng)用比較多的主要有兩種方式：肌電信號控制和腦電信號控制。

5.1 表面肌電信號

表面肌電信號是通過肌電傳感器測量獲取的電信號，能夠反映人體運(yùn)動(dòng)意圖。但常因人體出汗干擾測量效果，容易受到外界環(huán)境如噪聲、濕度的影響，并且這些信號只涉及表面肌肉的信息，而不涉及所相關(guān)的骨骼肌。該控制方式適應(yīng)于具有殘余下肢運(yùn)動(dòng)能力的患者。一些學(xué)者通常建立表面肌電與用戶主動(dòng)意圖之間的映射，實(shí)現(xiàn)了精確的角軌跡跟蹤?；诩‰娦盘柕淖畛晒Φ目纱┐魍夤趋罊C(jī)器人是Cyberdyne公司研發(fā)的混合輔助肢體（HAL），由計(jì)算機(jī)、電源裝置、肌電傳感器等多種傳感器組成，該機(jī)器人不需要外部設(shè)備和控制板，此外利用生理反饋和前饋原理開發(fā)的輔助動(dòng)力單元控制器將用戶的姿態(tài)調(diào)整到一個(gè)舒適的位置。Nikos[13]提出一種遠(yuǎn)程阻抗的輔助控制器，這種控制器通過測量佩戴者的肌電信號，識(shí)別運(yùn)動(dòng)意圖，估計(jì)關(guān)節(jié)力矩和剛度。在未來建立一個(gè)適合于不同患者預(yù)測模型用于機(jī)器人控制的整個(gè)周期中，實(shí)時(shí)計(jì)算評估控制器的動(dòng)態(tài)性能，是一件具有挑戰(zhàn)性的任務(wù)。

5.2 腦電信號

近幾年，腦機(jī)接口（BCI）已成為一個(gè)研究熱點(diǎn)，為下肢外骨骼機(jī)器人提供了一種控制方式。當(dāng)前的BCI設(shè)備通?；趤碜砸韵氯齻€(gè)皮質(zhì)區(qū)域之一的信號：運(yùn)動(dòng)、視覺或語音。將檢測到的腦電信號，經(jīng)過信號處理、識(shí)別等操作后，能夠作為一種控制命令用于控制外部設(shè)備和計(jì)算機(jī)等。依據(jù)腦電信號的產(chǎn)生是否需要外接刺激，分為自發(fā)腦電信號和誘發(fā)腦電信號腦機(jī)接口系統(tǒng)。VR技術(shù)現(xiàn)在也應(yīng)用于誘發(fā)腦電信號，但誘發(fā)腦電信號訓(xùn)練方式容易引起穿戴者的視覺疲勞。以色列Rewalk[14]康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)主要利用人腦人機(jī)階面采集腦電波信號來控制機(jī)器人外骨骼的運(yùn)動(dòng)。Mcdaid A J等[15]研發(fā)了一種讀取穩(wěn)態(tài)視覺誘發(fā)電位信號并解碼用戶意圖，用于控制機(jī)器人。腦電控制不能用于腦部損傷患者，具有不同病因的患者之間的腦信號可能會(huì)有所不同，同時(shí)提取的腦電信號的性能不穩(wěn)定，如何設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)多通道、低功耗、壽命長的無線腦電植入設(shè)備是當(dāng)前需要解決的一個(gè)重大問題。

6 未來發(fā)展方向

康復(fù)外骨骼是用來改善人們的日常運(yùn)動(dòng)能力的可穿戴設(shè)備，這就對外骨骼的運(yùn)動(dòng)順應(yīng)性、固有安全性以及穿戴舒適性提出了挑戰(zhàn)。早期的康復(fù)外骨骼設(shè)備將膝關(guān)節(jié)簡化為單自由度的純轉(zhuǎn)動(dòng)關(guān)節(jié)，這樣不能順應(yīng)膝關(guān)節(jié)的在矢狀面內(nèi)的時(shí)變特征，隨著研究的深入，研究者們逐漸接受了膝關(guān)節(jié)的是多自由度的關(guān)節(jié)，它在矢狀面內(nèi)既有滾動(dòng)，也有滑動(dòng)，是一種瞬心可變的多自由度運(yùn)動(dòng)。所以近十幾年來研究者在設(shè)計(jì)膝關(guān)節(jié)模型時(shí)更多考慮了外骨骼與人體關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的時(shí)變特征相順應(yīng)，以此來達(dá)到更好的運(yùn)動(dòng)順應(yīng)性。然而，目前的控制策略依然存在控制模式單一，難以適應(yīng)不同穿戴者的運(yùn)動(dòng)情況以及不同運(yùn)動(dòng)能力情況下的康復(fù)問題；比如如何在一套外骨骼設(shè)備上同時(shí)兼容全癱、偏癱、截癱等癥狀的康復(fù)治療。對于全癱患者，我們可以輸入身高、體重、腿長等相近的正常人的步態(tài)數(shù)據(jù)對全癱患者進(jìn)行康復(fù)治療；對于偏癱患者，我們可以依據(jù)健側(cè)指導(dǎo)患側(cè)的協(xié)同康復(fù)治療控制策略進(jìn)行康復(fù)治療；而對于截癱患者，我們可以依據(jù)肌電信號和腦電信號作為輸入信號進(jìn)行康復(fù)治療。隨著社會(huì)的發(fā)展，對康復(fù)外骨骼設(shè)備的應(yīng)用場景和功能需求都提出了嚴(yán)峻的挑戰(zhàn)，不僅要在結(jié)構(gòu)上做到結(jié)構(gòu)順應(yīng)，還要求在人機(jī)交互過程中做到人機(jī)共融，以此保證有康復(fù)治療效安全。

7 結(jié)語

從機(jī)械結(jié)構(gòu)和控制策略兩個(gè)方面綜述了近十幾年來下肢膝關(guān)節(jié)外骨骼的研究現(xiàn)狀。下肢膝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)械結(jié)構(gòu)從早期的單自由度轉(zhuǎn)動(dòng)副開始向多自由度結(jié)構(gòu)轉(zhuǎn)變，研究者們更多的關(guān)注到了要與人體關(guān)節(jié)自由度相同，以便取得更好的人機(jī)順應(yīng)性?？刂撇呗陨蟿t從早期的單一固定控制模式向自適應(yīng)的智能混合控制策略轉(zhuǎn)變，從而保證康復(fù)的安全性和準(zhǔn)確性。未來，隨著結(jié)構(gòu)和控制策略的不斷深入研究，外骨骼將在腦卒中的康復(fù)治療或者人類的日?；顒?dòng)領(lǐng)域發(fā)揮重要作用。