氣動肌肉驅動步態康復訓練外骨骼裝置的研究

隋立明，張立勛

(哈爾濱工程大學機電工程學院，黑龍江哈爾濱150001)

在腦卒中病人的康復過程中，運動和步行能力的康復占有十分重要的地位.在卒中病人的步態康復訓練中，減重運動平板訓練由于其靈活的方式、不受場地限制以及訓練過程中能夠對病人神經系統產生有益刺激等優點而得到廣泛的應用.由于腦卒中病人在行走過程中存在由于運動神經元損傷導致的異常運動模式以及肌肉無力等情況，為對步態進行矯正，在訓練過程中，治療師需要幫助病人以正確的姿態進行運動.因此，在卒中病人的平板訓練過程中，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，提高訓練的效果，專業化的步態康復機器人開始出現.目前應用和研究比較廣泛的是在運動平板上的機器人輔助康復訓練系統［1］，比較著名的像瑞士研制的Lokomat康復訓練機器人以及美國特拉華大學研制的ALEX步態康復訓練系統［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康復訓練機器人［4］.以上康復訓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練的康復機器人［5］.在步態訓練機器人中，下肢的助力是一個很關鍵的問題.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訓練［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］.用于步態訓練的外骨骼裝置需要解決的問題包括裝置的輕型化、柔順性和人機協調.

本文基于人體肌肉驅動下肢的原理，根據正常步行中的下肢運動規律，設計并制作了步態康復訓練外骨骼裝置.裝置采用氣動肌肉進行驅動，解決了輕便和柔順性的問題.對該裝置的驅動模型進行了分析，并對裝置進行了初步實驗.

1 人體步態基本分析

人體步行是一個由神經、骨骼與肌肉參與的復雜的運動.在一個步態周期，根據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的穩定.在步行中，姿態的穩定通過合理規劃足的著地點軌跡來實現.

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正弦曲線的形式(如圖1所示).而髖關節、膝關節和踝關節在一個步態周期的角度變化規律如圖2所示.在一個步態周期，髖關節的角度變化呈現近似正弦變化規律.而膝關節與踝關節通過互相配合與協調，來實現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主要是由各關節的運動所決定，因此，通過對下肢各關節運動的控制就可以達到對人體正常步行姿態的控制.為此，提出了人體步行姿態控制模型.該模型也作為后面康復訓練系統的控制模型.該模型基本結構如圖3所示.模型中，Gp代表重心軌跡和2個足軌跡之間的函數關系，Gf代表足的運動軌跡與髖關節和膝關節運動角度之間的函數關系，Gh代表肌肉驅動關節的模型，Gt代表髖關節和膝關節角度與實際足軌跡之間的函數關系，相當于Gf的逆模型，Gq代表兩足軌跡與重心軌跡的函數關系，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 一個步態周期下肢關節的角度Fig.2 Joint angles in a gait cycle

圖3 下肢步行姿態控制模型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的表示.正常步態時人體重心的軌跡和兩足的運動軌跡之間有明確的對應關系.而從下肢二連桿的角度看，兩足的運動軌跡又由髖關節的角度和膝關節的角度決定.對于每個關節來說，可以看作是以肌肉做為驅動的最基本的閉環系統，其輸入為期望的關節角度，輸出為實際關節角度.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，使得行走達到穩定、高效的目的;而從底層的角度看，是通過肌肉對下肢各關節的角度控制達到控制人體步態的目的.

2 基于外骨骼方式的步態康復策略

由于正常的步行由神經、肌肉與骨骼等多個系統參與，因此任何一個方面出現問題都會對步態有影響.腦卒中病人在大腦發生損傷后，其皮層運動神經元所支配的隨意運動喪失，而脊髓神經元所支配的原始反射運動模式得到釋放，因此導致各種異常運動模式的發生，例如步行中的各種偏癱步態.步態康復訓練的主要目的是通過患者主動反復地運動偏癱下肢從而促進隨意運動、協調反射運動和引導節律性運動［10］.

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

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

1)被動式運動訓練.被動式訓練時，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訓練.在這種方式下，康復訓練系統的輸入信號是預先規定的運動軌跡，而外骨骼康復系統要能夠對任何偏離軌跡的運動進行矯正.

2)主動式助力矯形運動訓練.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節的運動，因此控制系統需要保證下肢和外骨骼裝置的協調運動.

3)主動式抗阻運動訓練.該方式主要在康復的后期階段采用.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訓練.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矩，從而加強病人肌力的鍛煉，進一步提高康復訓練的效果.

從以上分析可以看出，采用外骨骼方式可以針對步態康復的不同階段而采用相應的訓練方法，功能靈活，適應性強.而為實現上述的各種功能，外骨骼裝置除了能夠實現位置控制外，還應該實現關節的轉矩或剛度控制.因此，對外骨骼裝置的驅動器也提出了一定的要求.

3 外骨骼裝置的結構設計

為滿足步態康復訓練的要求，確定外骨骼助力裝置的設計原則如下:

1)能夠實現髖關節和膝關節的驅動;

2)結構簡單，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，調整簡單，成本較低.

根據以上原則，選擇氣動肌肉作為外骨骼裝置的驅動器［11］.氣動肌肉不僅具有重量輕、出力大等優點，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-拮抗肌的方式驅動關節(如圖4所示).以這種方式驅動關節，關節位置可以開環進行控制，而且關節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，只要合理進行參數的設計，可以避免關節出現過度轉動的危險.

圖4 氣動肌肉驅動關節原理Fig.4 Principle of pneumatic muscles actuated joint

根據氣動肌肉驅動關節原理，在外骨骼裝置的設計中，采用了分別以一對氣動肌肉來驅動外骨骼裝置的髖關節和膝關節的機構方案.為保證裝置結構緊湊，驅動髖關節的氣動肌肉布置在大腿側面，驅動膝關節的氣動肌肉布置在小腿側面.其布置方式和人體大腿肌和小腿肌的布置方式相似.所設計的外骨骼裝置的機構如圖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，而各關節采用鋁材制作.在腰部、大腿和小腿分別設置了綁帶，用于將裝置固定于身體相應部位.為保證適應于不同腿長的人，裝置的長度可以進行調整.同時，在髖關節和膝關節分別安裝了編碼器，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裝置具體參數進行調整，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 外骨骼裝置的驅動模型

為得到外骨骼裝置的驅動模型，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雜且不便于應用［13］.因此，根據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.

設外骨骼關節在初始狀態時，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，初始外轉矩為M0，關節半徑為r.

根據力矩平衡方程，可以得到關節在氣動肌肉的輸入變化壓力分別為Δp1和Δp2時，關節轉角θ和外轉矩M之間的關系為

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.

在實際應用過程中，2個氣動肌肉的壓力經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節從初始位置驅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，氣動肌肉將關節從初始位置驅動到終止位置所需要的壓力變化一部分用于克服負載轉矩的增量變化，另一部分用于將關節驅動到一定位置.若負載轉矩保持恒定，則氣動肌肉的壓力變化和關節的轉角呈線性關系.

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

5 外骨骼裝置實驗

為測試所設計的步態康復訓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.

實驗系統原理圖如圖7所示.整個實驗系統以工控機作為上位機，采用dSPACE實時仿真系統進行信號的轉換與處理.每個氣動肌肉的壓力用比例壓力閥進行控制，髖關節和膝關節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，而在平板上行走時，驅動下肢關節運動的主要力矩發生在擺動期.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:一種是開環試驗，在這種方式下，根據外骨骼各關節角度與負載力矩及氣動肌肉壓力變化的關系，計算得到氣動肌肉壓力的變化規律并作為系統輸入;另一種是位置閉環試驗，以正常步態時下肢關節的角度變化規律作為輸入，并將關節的實際角度進行反饋.實驗照片如圖8所示.

實驗初步表明，外骨骼裝置在步態訓練過程中能夠有效地提供一定的助力和矯形功能.在實驗中發現，由于每個人的步態軌跡存在差異，采用固定的步態軌跡做為輸入并進行閉環控制時，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節自身的剛度來保證，具有一定的柔順性，因此相比閉環控制會舒服.

圖8 外骨骼實驗照片Fig.8 Photo of exoskeleton experiment

6 結論

本文設計并實現了一個用于下肢步態康復訓練的外骨骼裝置.對該外骨骼裝置的訓練模式進行了分析，并建立了基于氣動肌肉驅動的外骨骼驅動模型.初步實驗驗證了該裝置的有效性.

所設計的外骨骼具有如下一些特點:

1)既可以開環使用，也可以閉環控制;

2)具有一定的柔順性，使用安全;

3)重量較輕，穿戴方便;

4)可以實現多種訓練模式，靈活性強.

本文結果對于開發下肢步態康復機器人的研究具有重要的參考和應用價值.今后進一步研究的內容包括各種控制策略的研究，以得出具有較好人機協調性的控制方法;在原有外骨骼驅動髖關節和膝關節的基礎上，再加上踝關節的驅動，以適應踝足的矯形.

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