氣動肌肉驅(qū)動步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練外骨骼裝置的研究

隋立明，張立勛

(哈爾濱工程大學(xué)機電工程學(xué)院，黑龍江哈爾濱150001)

在腦卒中病人的康復(fù)過程中，運動和步行能力的康復(fù)占有十分重要的地位.在卒中病人的步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練中，減重運動平板訓(xùn)練由于其靈活的方式、不受場地限制以及訓(xùn)練過程中能夠?qū)Σ∪松窠?jīng)系統(tǒng)產(chǎn)生有益刺激等優(yōu)點而得到廣泛的應(yīng)用.由于腦卒中病人在行走過程中存在由于運動神經(jīng)元損傷導(dǎo)致的異常運動模式以及肌肉無力等情況，為對步態(tài)進行矯正，在訓(xùn)練過程中，治療師需要幫助病人以正確的姿態(tài)進行運動.因此，在卒中病人的平板訓(xùn)練過程中，往往需要兩個治療師幫助病人以正常的方式運動下肢，體力消耗很大.

為減輕治療師的工作強度，提高訓(xùn)練的效果，專業(yè)化的步態(tài)康復(fù)機器人開始出現(xiàn).目前應(yīng)用和研究比較廣泛的是在運動平板上的機器人輔助康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)［1］，比較著名的像瑞士研制的Lokomat康復(fù)訓(xùn)練機器人以及美國特拉華大學(xué)研制的ALEX步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)［2-3］.此外，德國夫瑯和費研究所也研制了各種基于足軌跡控制的各種步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練機器人［4］.以上康復(fù)訓(xùn)練機器人的基本思想都是靠一定的裝置來帶動病人的下肢產(chǎn)生接近正常步行的運動，從而減輕了治療師的體力活動.此外，韓國還研究了能夠進行上樓梯訓(xùn)練的康復(fù)機器人［5］.在步態(tài)訓(xùn)練機器人中，下肢的助力是一個很關(guān)鍵的問題.在各種下肢的助力方式中，穿戴式外骨骼裝置是一種比較理想的方式［6］.在外骨骼研究中，比較著名的有美國的BLEEX主要用于士兵的負重行走，RoboKnee用于普通的助行和康復(fù)訓(xùn)練［7-8］.日本研究的HAL外骨骼裝置既能用于正常人的助力又能用于偏癱病人的助行等場合［9］.用于步態(tài)訓(xùn)練的外骨骼裝置需要解決的問題包括裝置的輕型化、柔順性和人機協(xié)調(diào).

本文基于人體肌肉驅(qū)動下肢的原理，根據(jù)正常步行中的下肢運動規(guī)律，設(shè)計并制作了步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練外骨骼裝置.裝置采用氣動肌肉進行驅(qū)動，解決了輕便和柔順性的問題.對該裝置的驅(qū)動模型進行了分析，并對裝置進行了初步實驗.

1 人體步態(tài)基本分析

人體步行是一個由神經(jīng)、骨骼與肌肉參與的復(fù)雜的運動.在一個步態(tài)周期，根據(jù)下肢足和地面的接觸情況，正常步行可以分為支撐期和擺動期.支撐期從足跟著地開始，然后足要經(jīng)歷足平放和跟離地2個階段(如圖1所示).而在臨床上，常采用RLA法對一個步態(tài)周期進行更具體的劃分［7］.從功能角度來說，步行的主要作用就是身體的前移，而其前提是保持姿態(tài)的穩(wěn)定.在步行中，姿態(tài)的穩(wěn)定通過合理規(guī)劃足的著地點軌跡來實現(xiàn).

圖1 下肢運動示意Fig.1 Schematic of low limb movement

在人的正常步行過程中，人體骨盆或重心的軌跡在矢狀面呈現(xiàn)正弦曲線的形式(如圖1所示).而髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)在一個步態(tài)周期的角度變化規(guī)律如圖2所示.在一個步態(tài)周期，髖關(guān)節(jié)的角度變化呈現(xiàn)近似正弦變化規(guī)律.而膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)通過互相配合與協(xié)調(diào)，來實現(xiàn)重心的軌跡變化平滑、幅度小，從而達到較低的步行能量消耗.由于人體行走的姿態(tài)主要是由各關(guān)節(jié)的運動所決定，因此，通過對下肢各關(guān)節(jié)運動的控制就可以達到對人體正常步行姿態(tài)的控制.為此，提出了人體步行姿態(tài)控制模型.該模型也作為后面康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)的控制模型.該模型基本結(jié)構(gòu)如圖3所示.模型中，Gp代表重心軌跡和2個足軌跡之間的函數(shù)關(guān)系，Gf代表足的運動軌跡與髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)運動角度之間的函數(shù)關(guān)系，Gh代表肌肉驅(qū)動關(guān)節(jié)的模型，Gt代表髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)角度與實際足軌跡之間的函數(shù)關(guān)系，相當于Gf的逆模型，Gq代表兩足軌跡與重心軌跡的函數(shù)關(guān)系，相當于Gp的逆模型.整個模型的輸出為步行過程中實際的重心軌跡.

圖2 一個步態(tài)周期下肢關(guān)節(jié)的角度Fig.2 Joint angles in a gait cycle

圖3 下肢步行姿態(tài)控制模型Fig.3 Model of the low limb gait control

在該模型中，以人體骨盆(或重心)的軌跡作為步行姿態(tài)的表示.正常步態(tài)時人體重心的軌跡和兩足的運動軌跡之間有明確的對應(yīng)關(guān)系.而從下肢二連桿的角度看，兩足的運動軌跡又由髖關(guān)節(jié)的角度和膝關(guān)節(jié)的角度決定.對于每個關(guān)節(jié)來說，可以看作是以肌肉做為驅(qū)動的最基本的閉環(huán)系統(tǒng)，其輸入為期望的關(guān)節(jié)角度，輸出為實際關(guān)節(jié)角度.在圖3中，每個比較器的輸入信號都是期望信號.

因此，步態(tài)的控制從頂層的角度看，可以認為是對人體行走重心的控制，使得行走達到穩(wěn)定、高效的目的;而從底層的角度看，是通過肌肉對下肢各關(guān)節(jié)的角度控制達到控制人體步態(tài)的目的.

2 基于外骨骼方式的步態(tài)康復(fù)策略

由于正常的步行由神經(jīng)、肌肉與骨骼等多個系統(tǒng)參與，因此任何一個方面出現(xiàn)問題都會對步態(tài)有影響.腦卒中病人在大腦發(fā)生損傷后，其皮層運動神經(jīng)元所支配的隨意運動喪失，而脊髓神經(jīng)元所支配的原始反射運動模式得到釋放，因此導(dǎo)致各種異常運動模式的發(fā)生，例如步行中的各種偏癱步態(tài).步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練的主要目的是通過患者主動反復(fù)地運動偏癱下肢從而促進隨意運動、協(xié)調(diào)反射運動和引導(dǎo)節(jié)律性運動［10］.

由于在步態(tài)訓(xùn)練過程中，病人的肌肉出力不足，而且可能會產(chǎn)生各種異常姿態(tài)，因此，步態(tài)訓(xùn)練過程中需要解決助力問題以及對下肢關(guān)節(jié)非正常姿態(tài)的矯形.為此，我們提出采用動力式外骨骼方式完成這個功能.

外骨骼方式的訓(xùn)練既可以在平地上又可以在運動平板上進行，相比傳統(tǒng)的減重運動平板訓(xùn)練，采用外骨骼方式可以提供更多的訓(xùn)練方式.采用外骨骼可以有如下幾種訓(xùn)練方式.

1)被動式運動訓(xùn)練.被動式訓(xùn)練時，外骨骼裝置是運動的主體，人跟隨或者被動地由外骨骼裝置帶動進行下肢的步態(tài)訓(xùn)練.在這種方式下，康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)的輸入信號是預(yù)先規(guī)定的運動軌跡，而外骨骼康復(fù)系統(tǒng)要能夠?qū)θ魏纹x軌跡的運動進行矯正.

2)主動式助力矯形運動訓(xùn)練.以人作為運動的主體，外骨骼裝置提供一定的助力.當人的下肢運動出現(xiàn)大的偏差時，外骨骼裝置能提供一定的矯正力矩.該方式下，外骨骼裝置需要跟隨下肢關(guān)節(jié)的運動，因此控制系統(tǒng)需要保證下肢和外骨骼裝置的協(xié)調(diào)運動.

3)主動式抗阻運動訓(xùn)練.該方式主要在康復(fù)的后期階段采用.病人在具備了一定的行走能力后，帶動外骨骼裝置進行步態(tài)訓(xùn)練.外骨骼裝置在跟隨下肢運動的同時，提供一定的負載阻抗轉(zhuǎn)矩，從而加強病人肌力的鍛煉，進一步提高康復(fù)訓(xùn)練的效果.

從以上分析可以看出，采用外骨骼方式可以針對步態(tài)康復(fù)的不同階段而采用相應(yīng)的訓(xùn)練方法，功能靈活，適應(yīng)性強.而為實現(xiàn)上述的各種功能，外骨骼裝置除了能夠?qū)崿F(xiàn)位置控制外，還應(yīng)該實現(xiàn)關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)矩或剛度控制.因此，對外骨骼裝置的驅(qū)動器也提出了一定的要求.

3 外骨骼裝置的結(jié)構(gòu)設(shè)計

為滿足步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練的要求，確定外骨骼助力裝置的設(shè)計原則如下:

1)能夠?qū)崿F(xiàn)髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的驅(qū)動;

2)結(jié)構(gòu)簡單，重量盡可能輕便;

3)使用安全，具有一定的柔順性;

4)穿戴方便，調(diào)整簡單，成本較低.

根據(jù)以上原則，選擇氣動肌肉作為外骨骼裝置的驅(qū)動器［11］.氣動肌肉不僅具有重量輕、出力大等優(yōu)點，而且其工作方式類似人體骨骼肌，因此可以采用一對氣動肌肉以主動肌-拮抗肌的方式驅(qū)動關(guān)節(jié)(如圖4所示).以這種方式驅(qū)動關(guān)節(jié)，關(guān)節(jié)位置可以開環(huán)進行控制，而且關(guān)節(jié)的位置和剛度能夠獨立進行控制［12］.此外，由于氣動肌肉的收縮存在一個極限，因此，只要合理進行參數(shù)的設(shè)計，可以避免關(guān)節(jié)出現(xiàn)過度轉(zhuǎn)動的危險.

圖4 氣動肌肉驅(qū)動關(guān)節(jié)原理Fig.4 Principle of pneumatic muscles actuated joint

根據(jù)氣動肌肉驅(qū)動關(guān)節(jié)原理，在外骨骼裝置的設(shè)計中，采用了分別以一對氣動肌肉來驅(qū)動外骨骼裝置的髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的機構(gòu)方案.為保證裝置結(jié)構(gòu)緊湊，驅(qū)動髖關(guān)節(jié)的氣動肌肉布置在大腿側(cè)面，驅(qū)動膝關(guān)節(jié)的氣動肌肉布置在小腿側(cè)面.其布置方式和人體大腿肌和小腿肌的布置方式相似.所設(shè)計的外骨骼裝置的機構(gòu)如圖5所示.

圖5 外骨骼裝置示意Fig.5 Schematics of exoskeleton

為保證裝置整體重量較輕，其大小腿部位的支架采用空心管，而各關(guān)節(jié)采用鋁材制作.在腰部、大腿和小腿分別設(shè)置了綁帶，用于將裝置固定于身體相應(yīng)部位.為保證適應(yīng)于不同腿長的人，裝置的長度可以進行調(diào)整.同時，在髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)分別安裝了編碼器，以進行角度的測量.

該外骨骼裝置的氣動肌肉采用自行制作的氣動肌肉.氣動肌肉長度可以根據(jù)裝置具體參數(shù)進行調(diào)整，同時氣動肌肉的兩端接頭采用鋁材，因此其重量很輕.圖6為自行制作的氣動肌肉及其充氣后的照片.

圖6 氣動肌肉Fig.6 Pneumatic muscles

4 外骨骼裝置的驅(qū)動模型

為得到外骨骼裝置的驅(qū)動模型，首先需要得到氣動肌肉的模型.氣動肌肉的理論模型比較復(fù)雜且不便于應(yīng)用［13］.因此，根據(jù)氣動肌肉的等壓特性并進行線性擬合，將氣動肌肉的特性用如下公式表示［9］:

式中，F(xiàn)為氣動肌肉張力，L為氣動肌肉可變形長度，p為氣動肌肉壓力，a和b為擬合系數(shù).

設(shè)外骨骼關(guān)節(jié)在初始狀態(tài)時，2個氣動肌肉的初始壓力分別為 p10和 p20，初始長度分別為 L10和L20，初始外轉(zhuǎn)矩為M0，關(guān)節(jié)半徑為r.

根據(jù)力矩平衡方程，可以得到關(guān)節(jié)在氣動肌肉的輸入變化壓力分別為Δp1和Δp2時，關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角θ和外轉(zhuǎn)矩M之間的關(guān)系為

式(2)是一個通用公式，適用于氣動肌肉的壓力任意變化時的情況.

在實際應(yīng)用過程中，2個氣動肌肉的壓力經(jīng)常采用等值反向變化方式，即

而若2個氣動肌肉的初始長度也取相等時，即

則在這種情況下，式(2)可進一步簡化為

將式(5)進行變換，則可以得到將外骨骼關(guān)節(jié)從初始位置驅(qū)動到終止位置所需的氣動肌肉的壓力變化為

其中:ΔM=M-M0，

由式(6)可見，氣動肌肉將關(guān)節(jié)從初始位置驅(qū)動到終止位置所需要的壓力變化一部分用于克服負載轉(zhuǎn)矩的增量變化，另一部分用于將關(guān)節(jié)驅(qū)動到一定位置.若負載轉(zhuǎn)矩保持恒定，則氣動肌肉的壓力變化和關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)角呈線性關(guān)系.

式(5)中的負載轉(zhuǎn)矩需要針對不同的訓(xùn)練方式來給定.對于被動式訓(xùn)練，若外骨骼裝置提供下肢全部的驅(qū)動力矩，則外骨骼的負載轉(zhuǎn)矩就是正常步態(tài)下人體各關(guān)節(jié)的驅(qū)動力矩.對于抗阻訓(xùn)練，則負載轉(zhuǎn)矩的符號和主動式訓(xùn)練的情況正好相反.

5 外骨骼裝置實驗

為測試所設(shè)計的步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練外骨骼裝置的有效性，進行了初步的實驗.實驗由正常人穿戴上外骨骼裝置并在運動平板上進行.

實驗系統(tǒng)原理圖如圖7所示.整個實驗系統(tǒng)以工控機作為上位機，采用dSPACE實時仿真系統(tǒng)進行信號的轉(zhuǎn)換與處理.每個氣動肌肉的壓力用比例壓力閥進行控制，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的角度用編碼器進行檢測.

圖7實驗原理Fig.7 Schematic of experiment

由于人在運動平板上行走時，下肢推動身體前移的蹬運動通過平板的運動實現(xiàn)，而在平板上行走時，驅(qū)動下肢關(guān)節(jié)運動的主要力矩發(fā)生在擺動期.因此，外骨骼裝置的助力主要是在擺動期幫助下肢向前邁步.

進行了2種模式的試驗:一種是開環(huán)試驗，在這種方式下，根據(jù)外骨骼各關(guān)節(jié)角度與負載力矩及氣動肌肉壓力變化的關(guān)系，計算得到氣動肌肉壓力的變化規(guī)律并作為系統(tǒng)輸入;另一種是位置閉環(huán)試驗，以正常步態(tài)時下肢關(guān)節(jié)的角度變化規(guī)律作為輸入，并將關(guān)節(jié)的實際角度進行反饋.實驗照片如圖8所示.

實驗初步表明，外骨骼裝置在步態(tài)訓(xùn)練過程中能夠有效地提供一定的助力和矯形功能.在實驗中發(fā)現(xiàn)，由于每個人的步態(tài)軌跡存在差異，采用固定的步態(tài)軌跡做為輸入并進行閉環(huán)控制時，由于控制力矩變化可能會不平滑，試驗者會感覺不舒服.在開環(huán)實驗中，力矩的變化則比較平滑，對試驗者下肢軌跡的限制通過關(guān)節(jié)自身的剛度來保證，具有一定的柔順性，因此相比閉環(huán)控制會舒服.

圖8 外骨骼實驗照片F(xiàn)ig.8 Photo of exoskeleton experiment

6 結(jié)論

本文設(shè)計并實現(xiàn)了一個用于下肢步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練的外骨骼裝置.對該外骨骼裝置的訓(xùn)練模式進行了分析，并建立了基于氣動肌肉驅(qū)動的外骨骼驅(qū)動模型.初步實驗驗證了該裝置的有效性.

所設(shè)計的外骨骼具有如下一些特點:

1)既可以開環(huán)使用，也可以閉環(huán)控制;

2)具有一定的柔順性，使用安全;

3)重量較輕，穿戴方便;

4)可以實現(xiàn)多種訓(xùn)練模式，靈活性強.

本文結(jié)果對于開發(fā)下肢步態(tài)康復(fù)機器人的研究具有重要的參考和應(yīng)用價值.今后進一步研究的內(nèi)容包括各種控制策略的研究，以得出具有較好人機協(xié)調(diào)性的控制方法;在原有外骨骼驅(qū)動髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的基礎(chǔ)上，再加上踝關(guān)節(jié)的驅(qū)動，以適應(yīng)踝足的矯形.

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