聶志洋，孟巧玲，喻洪流，余 杰

（上海理工大學康復工程與技術(shù)研究所，上海 200093）

0 引言

腦卒中是一種急性、突發(fā)的腦血管疾病，具有高發(fā)病率、高致殘率、高死亡率等特點［1］。據(jù)2020 年發(fā)布的《中國心血管病報告2019》數(shù)據(jù)推算，我國現(xiàn)有心血管疾病患者約2.9 億，其中腦卒中患者約1 300 萬，腦卒中發(fā)病率以每年8.7%的速度增長，發(fā)病后致殘率達86.5%［2］。腦卒中引起的肢體障礙給患者、家庭和社會都帶來了嚴重的負擔［3-4］。

運動物理治療是常見的康復治療手段之一，其主要通過人體主動或被動方式活動關(guān)節(jié)和肌肉，促進患者機體功能恢復、幫助患者調(diào)整心理狀態(tài)［5-6］?？祻椭委熜枰L期、高密度的康復訓練，傳統(tǒng)的治療方式是康復治療師一對一對患者進行指導訓練，而我國康復治療師和康復從業(yè)者嚴重不足，使得很多患者難以得到有效的康復訓練，對康復效果產(chǎn)生極大影響［7］。康復機器人的誕生在一定程度上緩解了康復治療師的壓力，讓越來越多的患者能接受到更好的康復治療。上肢康復機器人能使康復治療師同時兼顧多位患者［8-9］，安裝的眾多傳感器為訓練提供詳細的量化數(shù)據(jù)，有助于對治療情況進行評估［10］。傳感器還能用于檢測患者運動意圖，實現(xiàn)患者與康復機器人之間的交互。然而，由于上肢康復機器人屬于較大的康復器械，傳統(tǒng)訓練方式是被動康復訓練，長期接受被動訓練會使患者喪失訓練積極性，不利于腦功能重建。

人機交互技術(shù)是研究計算機系統(tǒng)和人體協(xié)同合作的技術(shù)［11］，常用的交互方式有：上位機圖形界面交互、力交互以及虛擬現(xiàn)實游戲交互等。本文研究的人機交互主要是用戶與上肢康復機器人之間的力交互，是患者感受最直接的交互方式，目的是增強用戶在使用過程中的體驗感和融入感［12］。

1991 年世界首臺可在平面運動的上肢康復機器人在麻省理工大學面世，之后康復機器人研究如日中天［13］。其中，蘇黎世大學的ARMin上肢康復機器人擁有良好的游戲交互功能和豐富的七自由度，然而其過重的機械結(jié)構(gòu)和噪音對患者產(chǎn)生影響［14-15］；哈爾濱工業(yè)大學五自由度上肢外骨骼機器人可為患者提供主被動式康復訓練，但其為采用表面肌電信號采集患者意圖，存在數(shù)據(jù)不穩(wěn)定和不準確問題［16］；美國特拉華大學的機器人擁有豐富的自由度，且采用輕便的繩索驅(qū)動，但沒有解決繩索張緊問題［17］。綜上所述，現(xiàn)階段的上肢康復機器人雖發(fā)展較快，但自由度數(shù)量少、體積大、意圖檢測準確率低、質(zhì)量笨重及其帶來的力交互體驗效果不佳等問題仍未得到很好解決。本文針對這些問題設(shè)計了一款輕巧、自由度豐富、意圖檢測準確、交互體驗好的上肢外骨骼康復機器人。

1 實驗樣機與功能設(shè)置

本文的力交互柔順控制系統(tǒng)以一臺三自由度的上肢外骨骼機器人為基礎(chǔ)，該上肢康復機器人具有快速左右手互換能力，且配有升降電機，適合不同體型患者使用。上肢康復機器人在結(jié)構(gòu)上采用中央驅(qū)動式布局，最大化地減小了機械臂的體積，同時設(shè)備本身能夠移動。此外，為了適應(yīng)不同患者的身高、姿態(tài)等情況，設(shè)置了電動升降機構(gòu)，可以調(diào)節(jié)機械臂高度，以保證患者最舒適的訓練位置。本設(shè)計選用的醫(yī)用升降柱行程為680mm，采用遙控控制，基本能滿足設(shè)計需求。在底部基座預留了較大空間，主要用來安放供電系統(tǒng)中的空氣開關(guān)、交流接觸器、開關(guān)電源以及主控系統(tǒng)中的硬件電路等。機械臂作為整個上肢康復機器人最重要的一環(huán)，在康復訓練中承擔著支撐患者手臂和提供動力的功能，本文的機械臂采用符合人體結(jié)構(gòu)的連桿結(jié)構(gòu)。上肢康復機器人的機械臂安裝在一個轉(zhuǎn)盤基座上，三自由度分別由3 臺瑞士MAXON（馬克松）直流無刷電機傳動，并搭配MAXON EPOS2 電機驅(qū)動器使用。電機A、電機B 分別驅(qū)動肩關(guān)節(jié)的抬高/壓低、伸出/縮回運動，電機C 通過繩索傳動帶動肘關(guān)節(jié)運動，如圖1 所示。整個系統(tǒng)可滿足上肢功能患者的基本康復功能需求，具備多關(guān)節(jié)聯(lián)合訓練和單關(guān)節(jié)訓練能力。然而，要實現(xiàn)更個性化的訓練，實現(xiàn)柔順的力交互過程，還需要設(shè)計相應(yīng)的力交互控制方案。

Fig.1 Centrally driven upper limb rehabilitation robot圖1 中央驅(qū)動式上肢康復機器人

2 力交互控制系統(tǒng)設(shè)計

2.1 系統(tǒng)總體設(shè)計

力交互方案設(shè)計旨在加強患者的主動訓練意識，提高患者參與度進而提升康復質(zhì)量，如何使得外骨骼可以跟隨患者的運動意圖進行運動且不對患者產(chǎn)生不適的阻力和干擾是要解決的技術(shù)問題?；颊咴谥鲃佑柧氝^程中不可避免地要與機器產(chǎn)生力交互，而這種相互作用力是最直觀代表患者意圖的信號，接觸力的大小反映了患者運動意圖的強烈與否。通過對這種力信號進行采集分析，進行不同程度的力補償設(shè)定，控制對應(yīng)運動關(guān)節(jié)的電機產(chǎn)生補償力矩，使得機械臂跟隨患者的動作進行運動并進行力補償，完成主動康復訓練，系統(tǒng)邏輯及設(shè)計如圖2 所示。

2.2 硬件系統(tǒng)搭建

基于上肢康復機器人在主被動康復訓練過程中的需求對力交互柔順控制系統(tǒng)硬件平臺進行設(shè)計，包括主控MCU 選型及其外圍電路設(shè)計、供電系統(tǒng)設(shè)計、傳感器選型及主控芯片采集模塊設(shè)計。

Fig.2 Force interaction control system in active mode圖2 主動訓練模式下力交互控制系統(tǒng)

硬件平臺的合理設(shè)計對軟件功能和系統(tǒng)安全運行具有重要意義。主控系統(tǒng)需要負責系統(tǒng)中所有上位機命令的接收、電機控制指令的下發(fā)、多路傳感器數(shù)據(jù)采集及內(nèi)部算法的運算等，這些都要求充當主控系統(tǒng)核心的芯片具有較強的即時運算性能，并且有豐富的外設(shè)資源，能為系統(tǒng)提供足夠的內(nèi)部中斷和定時器。對外通訊支持RS232 串口協(xié)議和CAN 通信協(xié)議。因此，控制系統(tǒng)的主控芯片采用ST 公司的STM32F4 系列單片機STM32F407ZGT6［18］。

系統(tǒng)供電是保證整個系統(tǒng)安全運行的基礎(chǔ)，電源系統(tǒng)的穩(wěn)定關(guān)乎整個系統(tǒng)穩(wěn)定，在供電系統(tǒng)設(shè)計時需要考慮最大安全電流、漏電保護、紋波干擾、靜電輻射等情況。本設(shè)計中各類硬件設(shè)備的工作電壓不完全相同，如直流電機及其驅(qū)動器的額定工作電壓為24V，扭矩傳感器等采集系統(tǒng)的工作電壓為5V，MCU 所需要的工作電壓為3.3V 等。系統(tǒng) 采用3 個DC-DC 降壓電路實現(xiàn)220V 對24V 降壓、24V 對5V 降壓以及5V 對3.3V 降壓，從而滿足系統(tǒng)所有硬件的供電需求。

力交互柔順控制系統(tǒng)眾多功能實現(xiàn)依賴于外部傳感器的數(shù)據(jù)采集，主控系統(tǒng)對傳感器采集的信號處理后轉(zhuǎn)換成可以被識別的數(shù)據(jù)，由MCU 的ADC 采集接口接收。除了電機自帶的霍爾傳感器用以檢測機械臂的扭矩變化之外，為精確獲取患者作用于機械臂力的變化情況，選用SRI公司M2210A 扭矩傳感器。此傳感器最大可測量力矩50Nm，且測量誤差小于0.04Nm，能滿足上肢康復機器人在力交互過程中對力矩的控制需求。

2.3 軟件系統(tǒng)設(shè)計

在完善的硬件系統(tǒng)上進行合理的軟件設(shè)計，能最大限度發(fā)揮硬件性能，保證系統(tǒng)順暢運行。軟件系統(tǒng)設(shè)計包括系統(tǒng)與外部固件之間通信方式、康復訓練軌跡規(guī)劃和力交互柔順控制算法設(shè)計，還包括傳感器數(shù)據(jù)的采集與處理、電機驅(qū)動算法和PID 算法在系統(tǒng)中的應(yīng)用等，整體控制流程如圖3 所示。

控制系統(tǒng)整體運行流程大體分為4 個部分：①系統(tǒng)各模塊初始化；②系統(tǒng)自檢，沒有故障則進入等待狀態(tài)；③接收控制命令并執(zhí)行；④發(fā)送和接收數(shù)據(jù)，與上位機通信。

Fig.3 Software design flow of control system圖3 控制系統(tǒng)軟件設(shè)計流程

力交互主要發(fā)生在主動模式下。主動模式是一種患者憑借其主觀意識自主完成的康復訓練，機械臂對患者的主動運動不產(chǎn)生阻礙效果，即控制機械臂始終保持對患者手臂的“跟隨”狀態(tài)。在軟件實現(xiàn)上，首先要克服上肢康復機器人機械臂自重和患者患肢自重；其次要能正確、精確地檢測患者的自由運動情況，控制上肢康復機器人做跟隨運動。

本設(shè)計中的上肢康復機器人模式所選用的電機為馬克松無刷直流伺服電機，其內(nèi)置的霍爾傳感器能精確采集電機的位置、電流、速度等信息。直流無刷伺服電機的輸出力矩大小與電機的電流呈對應(yīng)關(guān)系。設(shè)置電機的運行模式為電流模式，伺服電機、霍爾傳感器和驅(qū)動器形成閉環(huán)控制，通過改變電機電流的大小間接改變期望電機輸出的力矩大小［19-20］。

首先利用電流檢測患者意圖，假設(shè)患者的患肢已經(jīng)在上肢康復機器人的機械臂上固定妥當，且經(jīng)過電機的力矩輸出已經(jīng)實現(xiàn)了重力平衡。患者在試圖動作患肢時，會與固定的機械臂發(fā)生接觸，極其細微的動作都會引起電機電流變化。利用電流的變化反映患者力的變化，就能實現(xiàn)對患者運動意圖的識別。此外，為了避免電流意圖檢測精度問題，特地引入電機扭矩傳感器檢測方式，以便更精確地對患者運動意圖進行采集；其次采用PID 控制算法，讓關(guān)節(jié)快速響應(yīng)到目標力矩［21］。

3 力交互控制實驗

本實驗通過對機械臂施加不同大小和方向的外力，檢測系統(tǒng)能否作出正確反應(yīng)。設(shè)置肩關(guān)節(jié)屈曲/伸展自由度上觸發(fā)的力矩值分別為0.9Nm、0.7Nm、0.5Nm、0.3Nm，調(diào)節(jié)肩關(guān)節(jié)前屈角度分別為30°、60°和120°，在以上條件下分別進行實驗，用拉力計施加外界助力，通過電機上位機軟件記錄電機的輸出力矩，記錄助力值大小和電機輸出助力力矩大小。實驗效果如圖4 所示。

Fig.4 Effect chart of force interaction experiment圖4 力交互實驗效果

首先在肩關(guān)節(jié)前屈角度為30°、肘關(guān)節(jié)屈曲角度為0°時，設(shè)置觸發(fā)力矩為0.5Nm，對上肢康復機器人機械臂的肩關(guān)節(jié)施加外部助力，收集肩關(guān)節(jié)電機的力反饋數(shù)據(jù)和額外助力值大小，結(jié)果如圖5 所示。

Fig.5 Experimental data curve of force interaction圖5 力交互實驗數(shù)據(jù)曲線

然后在同樣的關(guān)節(jié)角度條件下，按實驗計劃設(shè)置不同的觸發(fā)力矩重復實驗，測試力交互情況，得到的實驗結(jié)果如表1 所示。

Table 1 Result of the force interaction experiment表1 力交互實驗檢測結(jié)果 （Nm）

從表1 的數(shù)據(jù)可知，在助力康復訓練時，肩關(guān)節(jié)在各前屈角度時為患者提供補償?shù)挠|發(fā)力矩約為0.46Nm，反向觸發(fā)力矩為0.55Nm，相應(yīng)時間在1ms 以內(nèi)，顯示本設(shè)計的力交互符合基本設(shè)計要求，能滿足實際訓練需求。

4 結(jié)語

為解決傳統(tǒng)上肢康復機器人在力交互過程中柔順性差、使用者體驗不佳問題，本文以中央驅(qū)動和套索電機復合驅(qū)動的方式，簡化上肢康復機器人的機構(gòu)復雜度，減輕重量，從而減弱機器在力交互過程中的影響；其次在控制系統(tǒng)上結(jié)合電機自身的霍爾傳感器和電機編碼雙傳感器，實現(xiàn)患者運動意圖的精確識別；最后設(shè)計閾值觸發(fā)補償力矩和電機PID 控制方案，對患者訓練進行動力補償。力交互實驗結(jié)果顯示，患者在運動過程中只需要極小的觸發(fā)力就可帶動上肢外骨骼進行助力，準確性高，使用效果好。本設(shè)計為整個康復訓練動態(tài)周期中的力交互深入研究打下了基礎(chǔ)。