步行訓(xùn)練機(jī)器人主動減重控制方法

方 彬， 沈林勇， 章亞男， 錢晉武

(上海大學(xué)機(jī)電工程與自動化學(xué)院，上海200072)

步行康復(fù)訓(xùn)練中由于患者下肢無法承載自身的重量，難以保持自身的平衡，所以在訓(xùn)練過程中，必須采用必要的方式為患者卸載自重，并幫助其保持平衡.已有的研究表明，減重支撐系統(tǒng)在恢復(fù)步行能力、糾正步態(tài)、改善平衡、減輕肌肉痙攣及減少心肺負(fù)荷等方面較傳統(tǒng)治療方法均有很大的優(yōu)勢，同時降低了治療師的工作強(qiáng)度，提高了治療安全性［1-8］.

近年來，國內(nèi)外應(yīng)用的減重支撐系統(tǒng)主要有4種：靜平衡系統(tǒng)、被動配重系統(tǒng)、被動彈性力減重系統(tǒng)和主動力減重系統(tǒng).靜平衡系統(tǒng)、被動配重系統(tǒng)和被動彈性力減重系統(tǒng)采用被動減重形式，都存在減重力不恒定和減重力大小調(diào)整困難等問題［9-10］.而主動減重力系統(tǒng)可以解決這些問題，它一般由力傳感器、控制器和執(zhí)行器組成，通過實(shí)時返回力傳感器值來實(shí)現(xiàn)閉環(huán)控制，最終實(shí)現(xiàn)減重力的恒定與主動減重.主動力減重系統(tǒng)中比較典型的是瑞士HOCOMA公司研發(fā)的Lokomat中的Lokolift形式的減重支撐系統(tǒng).該系統(tǒng)消除了配重塊的慣性沖擊，減重量能保持恒定，誤差顯著減小，響應(yīng)速度快，最大可減80 kg，但其動力學(xué)模型較為復(fù)雜，控制難度較大，成本高昂.因此，本研究設(shè)計了一套類似主動減重力系統(tǒng)的減重支撐系統(tǒng)，其結(jié)構(gòu)、控制方式易于實(shí)現(xiàn)，成本較低.

1 減重控制方法

減重支撐系統(tǒng)主要由支架、執(zhí)行機(jī)構(gòu)、調(diào)節(jié)架和控制系統(tǒng)組成.減重支撐系統(tǒng)中的機(jī)構(gòu)部分如圖1所示［11］.

圖1 減重支撐系統(tǒng)Fig.1 Body weight support system

減重支撐系統(tǒng)的主要功能如下：①主動控制減重量的大小以適應(yīng)不同的步行訓(xùn)練方案;②步行訓(xùn)練中在一定誤差范圍內(nèi)保持減重量的恒定.減重支撐系統(tǒng)中的減重力控制部分主要由交流伺服電機(jī)、聯(lián)軸器、滾珠絲桿和滑輪組構(gòu)成的減重機(jī)構(gòu)來完成，減重機(jī)構(gòu)簡圖如圖2所示［11］.主動減重的目標(biāo)是在步行訓(xùn)練過程中力傳感器S顯示的值FS，即給予患者的減重力為一個恒定值.

圖2中，患者穿戴著外骨骼助行腿，按照指定的步態(tài)軌跡在跑步機(jī)上進(jìn)行步行訓(xùn)練，重心運(yùn)動軌跡在豎直方向上為y，可以通過儀器測量來獲得.交流伺服電機(jī)驅(qū)動滾珠絲桿，鋼絲繩運(yùn)動位移為x.減重步行訓(xùn)練開始時通過絞盤設(shè)置減重力FS.由于減重機(jī)構(gòu)選用的鋼絲繩具有較大的彈性，并且減重步行訓(xùn)練時鋼絲繩的拉伸變形量很小，所以可以忽略鋼絲繩的阻尼，將鋼絲繩看作一個彈性系數(shù)近似為一個常數(shù)的彈性系統(tǒng)，即

圖2 減重機(jī)構(gòu)簡圖Fig.2 Unloading mechanism sketch

式中，K為鋼絲繩的彈性系數(shù)，Δz為鋼絲繩伸長變化量.步行訓(xùn)練時忽略人體的柔度和阻尼［11］，當(dāng)x=2y時，鋼絲繩不被拉伸，Δz始終保持不變.由式(1)可知，力傳感器S上的力FS不變，所以步行訓(xùn)練時可以將患者的重心運(yùn)動軌跡折算成電機(jī)轉(zhuǎn)角關(guān)系輸入交流伺服電機(jī)，然后驅(qū)動減重機(jī)構(gòu)來跟隨患者的重心運(yùn)動，這樣就可以保證力傳感器上顯示的值為一個恒定值.但是，在步行訓(xùn)練過程中，由于患者、外骨骼助行腿、鋼絲繩阻尼和減重系統(tǒng)機(jī)構(gòu)誤差等因素，減重機(jī)構(gòu)不可能實(shí)時跟隨患者的重心運(yùn)動，從而導(dǎo)致減重力存在一定的誤差.如果不對該誤差進(jìn)行補(bǔ)償，誤差將會反復(fù)積累，最終導(dǎo)致系統(tǒng)不能同步運(yùn)行.為了彌補(bǔ)這個誤差，可以通過力傳感器實(shí)時檢測減重力來對重心運(yùn)動軌跡進(jìn)行位置補(bǔ)償.位置補(bǔ)償量可以通過力傳感器檢測到的減重力與絞盤設(shè)置的減重力之間的差值來獲得.

為了獲得位置補(bǔ)償量與減重力差值之間的關(guān)系，本研究對圖2所示的減重機(jī)構(gòu)進(jìn)行了動力學(xué)分析.電機(jī)采用交流伺服電機(jī)，電機(jī)扭矩T與轉(zhuǎn)角的關(guān)系可以用下式表示：

式中，θ(t)為電機(jī)轉(zhuǎn)角，扭矩T為關(guān)于電機(jī)轉(zhuǎn)角的一個函數(shù).以絲杠螺母為運(yùn)動對象，可列力學(xué)平衡方程如下：

交流伺服電機(jī)通過聯(lián)軸器與滾珠絲桿連接，電機(jī)轉(zhuǎn)角θ(t)與鋼絲繩位移x之間的關(guān)系如下：

由式(2)～(5)可知，減重力與電機(jī)轉(zhuǎn)角之間的關(guān)系如下：

式中，kp為比例系數(shù)，ki為積分系數(shù).將此補(bǔ)償量補(bǔ)償給重心運(yùn)動軌跡，就可以實(shí)現(xiàn)患者的主動減重控制.減重控制方法的控制框圖如圖3所示.

圖3 減重控制框圖Fig.3 Control diagram of body weight control

圖3中，當(dāng)力傳感器上顯示的值與由絞盤初始設(shè)置的減重力相等時，補(bǔ)償量Δθ'為0，伺服電機(jī)在給定重心運(yùn)動軌跡下驅(qū)動減重機(jī)構(gòu)來跟隨患者重心的運(yùn)動，減重力保持恒定.反之，將力傳感器實(shí)時檢測到的減重力與給定減重力進(jìn)行比較，然后通過補(bǔ)償控制器得到位置補(bǔ)償量Δθ'，將補(bǔ)償量與給定重心軌跡進(jìn)行疊加運(yùn)算后輸入伺服驅(qū)動器，最終通過伺服電機(jī)和減重機(jī)構(gòu)來保持減重力的恒定.

2 控制系統(tǒng)的組成

2.1 控制系統(tǒng)硬件

為了滿足步行訓(xùn)練機(jī)器人的減重性能指標(biāo)和控制系統(tǒng)安全性及穩(wěn)定性的要求，控制系統(tǒng)采用如下硬件：PXI嵌入式控制器(NI PXI-8196工控機(jī))、SGMJV08A交流伺服電機(jī)及其伺服控制器(SGDV-5R5A)、NS-WL1拉力傳感器及相應(yīng)的變送器和多功能數(shù)據(jù)采集卡(NI PXI-6251).

硬件控制系統(tǒng)工作原理如圖4所示.

圖4 硬件控制系統(tǒng)工作原理圖Fig.4 Working principle of hardware control system

硬件控制系統(tǒng)的核心為上位機(jī)(PXI嵌入式控制器).運(yùn)動控制卡接收到來自上位機(jī)的重心軌跡信號后，輸出脈沖位移信號給電機(jī)伺服控制器，伺服控制器再將脈沖信號轉(zhuǎn)化為控制信號來控制交流伺服電機(jī).交流伺服電機(jī)通過減重機(jī)構(gòu)輸出所需的減重力.力傳感器將實(shí)際的減重力信號通過數(shù)據(jù)采集卡進(jìn)行采集并反饋給上位機(jī)，實(shí)現(xiàn)閉環(huán)控制.

2.2 控制系統(tǒng)軟件

控制系統(tǒng)軟件采用NI-LabVIEW，NI DAQ以及NI PID工具包在Windows XP操作系統(tǒng)下開發(fā).控制程序采用LabVIEW語言進(jìn)行編寫.控制系統(tǒng)的主程序流程如圖5所示，主要包括減重機(jī)構(gòu)初始化程序、伺服電機(jī)微調(diào)程序、重心軌跡跟隨程序、數(shù)據(jù)采集程序和補(bǔ)償值計算程序.

程序未啟動時，減重機(jī)構(gòu)中的螺母處于任意位置，而程序正常運(yùn)行時，螺母應(yīng)處于絲桿中央，所以必須通過減重機(jī)構(gòu)初始化程序?qū)p重機(jī)構(gòu)進(jìn)行初始化，使螺母回到絲桿中央，以方便患者進(jìn)行減重控制實(shí)驗(yàn)時重心的上下運(yùn)動.減重力的設(shè)定主要通過絞盤手工粗調(diào)和電機(jī)微調(diào)來實(shí)現(xiàn).伺服電機(jī)可以通過電機(jī)微調(diào)程序驅(qū)動減重機(jī)構(gòu)精確設(shè)定減重力的初始值.

圖5 主程序流程圖Fig.5 Main program flowchart

重心軌跡跟隨程序是整個控制程序的核心部分，主要通過控制交流伺服電機(jī)來驅(qū)動減重機(jī)構(gòu)跟隨患者重心的運(yùn)動.給定重心跟隨軌跡通過NI 6251采集卡的脈沖輸出和數(shù)字輸出元件輸出給交流伺服電機(jī).重心軌跡跟隨過程中，實(shí)時的減重力通過數(shù)據(jù)采集程序獲得.將實(shí)時的減重力與理論減重力進(jìn)行比較，通過PI控制器來獲得重心跟隨軌跡的位置補(bǔ)償量.PI控制器由NI PID工具包中的pid.vi實(shí)現(xiàn)，其中比例參數(shù)P和積分參數(shù)I根據(jù)實(shí)驗(yàn)減重效果來進(jìn)行調(diào)節(jié).

3 實(shí)驗(yàn)

為了驗(yàn)證減重控制方法的可行性，本研究從實(shí)驗(yàn)安全性角度出發(fā)，用假人代替患者進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證.搭建的實(shí)驗(yàn)平臺如圖6所示.

假人穿戴好吊帶服，由操作人員通過絞盤設(shè)置好初始減重力，然后再將外骨骼助行腿穿戴在假人雙腿上，運(yùn)行實(shí)驗(yàn)程序.假人在步行速度為0.8 km/h條件下，按照指定的步態(tài)軌跡在跑步機(jī)上進(jìn)行減重步行訓(xùn)練.采用力傳感器測量實(shí)際減重力，然后與理論減重力進(jìn)行比較.實(shí)驗(yàn)測得的減10，20和30 kg的減重力曲線如圖7～圖9所示.

圖6 實(shí)驗(yàn)平臺Fig.6 Experimental platform

圖7 減10 kg曲線Fig.7 Curve of 10 kg unloading weight

圖8 減20 kg曲線Fig.8 Curve of 20 kg unloading weight

通過下式可求得假人減重步行訓(xùn)練時減重力的平均誤差E(f)和最大誤差emax(f)：

式中，fL為理論減重力，fCi為力傳感器測量的實(shí)際減重力，n為采集的點(diǎn)數(shù).

圖9 減30 kg曲線Fig.9 Curve of 30 kg unloading weight

減10，20和30 kg時的減重誤差數(shù)據(jù)如表1所示.

表1 減重誤差數(shù)據(jù)Table 1 Error data of unloading weight

從表1的減重誤差數(shù)據(jù)可知，實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)存在一定的相對誤差.原因主要包括假人機(jī)構(gòu)誤差、給定的重心跟隨軌跡數(shù)據(jù)存在一定的誤差、硬件系統(tǒng)不穩(wěn)定和實(shí)驗(yàn)誤差等，這些問題將在以后的研究中得到解決.雖然存在相對誤差，但從實(shí)驗(yàn)效果來看，此減重控制方法已能滿足步行訓(xùn)練機(jī)器人的減重性能指標(biāo)要求，可以實(shí)現(xiàn)對假人的減重控制.

4 結(jié)束語

通過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證本研究提出的減重控制方法，結(jié)果表明，該方法可以滿足步行訓(xùn)練機(jī)器人的減重性能指標(biāo)要求，并為以后的研究提供了重要的參考數(shù)據(jù).

在下一階段，將通過真人減重步行訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)來進(jìn)一步驗(yàn)證該減重控制方法的可行性.由于真人減重步行訓(xùn)練與假人有較大的差異，因此在今后的研究中，可能需要進(jìn)一步改進(jìn)該減重控制方法，減少實(shí)驗(yàn)誤差，以實(shí)現(xiàn)對患者更有效的減重控制.

［1］ SUTEERAWATTANANONM，NEILLB M，PROTASE J.Supported treadmill training for gait and balance in a patient with progressive supranuclear palsy［J］.Physical Therapy，2002，82(5)：485-495.

［2］ DANIELSSON A，SUNNERHAGEN K S. Oxygen consumption during treadmill walking with and without body weight support in patients with hemiparesis after stroke and in healthy subjects［J］.Arch Phys Med Rehabil，2000，81(7)：953-957.

［3］ HESSES，KONRADM，UHLENBROCKD.Treadmill walking with partial body weight support venus floor walking in himiparetie subjects［J］.Arch Phys Med Rehabil，1999，80(4)：42l-427.

［4］ PEGGYR.Partial body weight treadmill training in persons with chronic stroke［J］.Neuro Rehabilitation，2001，16(3)：141-153.

［5］ VISINTINM，BARBEAUH，KORAER-BITENSKYN，et al.A new approach to retrain gait in stroke patients through body weight support and treadmill stimulation［J］.Stroke，1998，29(6)：1122-1128.

［6］ COLBYS M，KIRKENDALLD T，BRUZGARF.Electromyographic analysis and energy expenditure of harness supported treadmill walking：implications for knee rehabilitation［J］.Gait Posture，1999，10(3)：200-205.

［7］ MACKAY-LYONSM，MAKRIDESL，SPETHS.Effect of 15%body weight support on exercise capacity of adults without impairments［J］.Physical Therapy，2001，81 (11)：1790-1800.

［8］ MILLERE W，QUINM E，SEDDONP G.Body weight supported treadmill and overground ambulation training for two patients with chronic disability secondary to stroke［J］.Physical Therapy，2002，82(1)：53-61.

［9］ MARTINF，GERYC，MARTINOV，et al.A novel mechatronic body weight support system［J］.Neural System and Rehabilitation Engineering，2006，14(3)：311-321.

［10］ OUM，XIUMIND，LUCASM，et al.Dynamically removing partial body mass using acceleration feedback for neural training［C］∥ Proceeding of the 2007 IEEE 10th International Conference.2007：1102-1107.

［11］ 楊輝，章亞男，沈林勇，等.下肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人減重支撐系統(tǒng)的研究［J］.機(jī)電工程，2009，26(7)：29-31.