肢體康復訓練器控制系統的研究①

劉相權，李啟光，高宏，郝靜如

本文所設計的肢體康復訓練器的主要任務是為上、下肢傷殘或手術后需進行康復的患者，根據自身情況選擇相應訓練模式進行訓練，盡可能恢復肌肉的運動能力[1]。

如圖1所示，根據任務需求設計的樣機結構包括四大部分[2]：

①底座與機架部分：是康復訓練器的支撐部分，外部結構為由方鋼管通過焊接而成的一個框架；

②上肢訓練部件：包括手柄、手柄臂、轉軸、軸承、手部離合器等；

③下肢訓練部分：包括腳蹬、腳蹬連桿、連桿軸、軸承、腳部離合器等；

④減速傳動部分：主要由伺服電機、減速器、一級帶傳動、二級帶傳動、三級帶傳動組成。

當患者采用手部訓練時，給手部離合器加電使手部離合器吸合，此時松開腳部離合器，這樣就組成了手部傳動系統；當需要采用腳部訓練時，把腳部離合器吸合，同時松開手部離合器，就組成了腳部傳動系統。

圖1 機械結構圖

被動運動時，電機通過傳動部件，把力和速度傳送到腳部或手部執行部件，此時電機起到助力作用；主動運動時，患者的力和速度作用于腳部或是手部執行部件，通過傳動部件傳給電機，此時電機起到阻力的作用。

1 總體結構

控制系統是康復訓練器的核心。它是控制機械部件進行正常工作、實現人機交互的關鍵所在。其主要完成數據采集、傳輸、決策和控制任務[3]；通過實時采集外界環境和自身運動狀態數據，實現對整個電機力矩和速度的實時控制。圖2為控制系統總體框圖。

圖2 控制系統總體框圖

控制系統硬件主要包括控制部件、動力部件、測控部件、人機交互部件、電控部件五部分。

1.1 控制部件

是控制系統的運算中心和控制中心。西門子公司的S7-200系列可編程序邏輯控制器(PLC)適用于各種場合中的監測及控制的自動化，故選用西門子CPU 224XP作為主控部件。為了配合伺服電機使用兩路±10 V模擬量控制，故增加了模擬量輸出EM 232模塊[4]。

1.2 動力部件

系統運行過程中，電機不僅在被動模式下提供動力，也能在主動模式下提供阻力。由于交流伺服電動機當信號電壓為0時無自轉現象，且機械特性和調節特性的非線性度指標嚴格，故選用交流伺服電動機。為了對電機進行相應的力矩控制和速度控制，需要使用相應的驅動器與PLC進行通訊。

1.3 測控部件

包括麥克風、脈搏傳感器和速度傳感器三個部分。

麥克風是將聲音信號轉換為電信號的能量轉化器件。患者訓練時，有可能發生肢體痙攣，在這種突發情況下，患者可發出較大聲音，檢測電路實時將超過一定強度的麥克風聲音信號轉化為電平信號并傳遞至PLC，PLC接收到電平信號后，停止電機運行。根據實際需要，聲音強度可以分為三個等級，患者可根據實際情況預先設定。

系統采用光電式脈搏傳感器測量患者心率。脈搏傳感器探頭選用耳夾式探頭，其特點為輕便小巧，易于清潔。使用RS232串行接口，波特率可在4800～115,200之間進行選擇。訓練時，患者將脈搏傳感器夾在耳垂上。選用eChip測量模塊，采用紅光光譜和紅外光譜兩個光源交替照射被檢測區域；通過位于eChip上的處理器計算所吸收兩種光的比率，即可測量到脈搏數據。通過PLC和eChip模塊通訊即可以采集到脈搏數據。當系統檢測到患者心率過高時，停止電機運行。

速度檢測模塊由測速位圖和反射型光電傳感器組成。測速位圖其實就是由黑白相間的彩帶(圖3)。將其貼在腳部旋轉軸上，將反射型光電傳感器安裝在測速位圖附近，當黑白彩帶交替通過時，產生一系列脈沖，遇到白色區域輸出高電平，遇到黑色區域輸出低電平。由此PLC可計算出轉動角度和速度。在圖3中，120°的黑色區域為腳蹬的過程中用力的有效區域。可根據不對稱分布的黑色區域實現左右腳的判別。

圖3 測速位圖

1.4 人機交互部件

人機交互界面接收患者指令信息，切換訓練部位，控制電機輸出速度和輸出力矩；同時顯示系統運行過程中各種信息，如訓練時間、訓練速度、訓練力量、脈搏信息、訓練距離、消耗能量等。

為提高患者訓練的主動性和趣味性，將虛擬現實引入到肢體康復訓練機。訓練時，利用虛擬現實控制技術，在觸摸屏上可以模擬出草坪、道路等虛擬環境，患者可以通過力反饋裝置與虛擬環境產生互動，一方面可提高患者訓練的主觀能動性，另一方面可為患者提供暗示或幫助，享受一種身臨其境的感覺[5]。

1.5 電控部件

控制系統采用220 V交流電源供電，其中PLC和電機驅動器采用220 V交流電源直接供電，觸摸屏、反射型光電傳感器、離合器采用24 V直流電源供電，麥克風采用5 V電源供電，脈搏傳感器需要采用3.3 V電源供電。故而系統需采用高效率開關電源，使220 V交流電轉換為24 V直流電源；然后再采用穩壓電路，使24 V直流電轉換為5 V電源和3.3 V電源，實現系統供電。其供電系統圖如圖4所示。由于離合器在吸合的過程中會產生很大的瞬間電流，容易燒毀其他器件，故而兩個離合器采用單獨的220 V開關電源供電。

圖4 供電系統圖

2 軟件開發

肢體康復訓練器控制系統采用上、下位機的控制形式，因此軟件開發分為上位機觸摸屏軟件和下位機PLC軟件兩部分。上位機起人機交互的作用，主要負責控制命令的發送和狀態信息顯示；下位機PLC的作用為接受控制命令和采集傳感器數據，通過模擬量控制電機的力矩和速度，達到滿足康復需求的目的。控制系統采用模塊化編程，系統運行過程中，根據檢測到的狀態條件，調用執行相應的功能模塊。系統整體設計功能如圖5所示[6]。

當系統通電后，通過人機界面對系統進行訓練模式設定，初始化就是對已經選擇好的訓練模式的模塊化準備。患者在進行康復訓練前必須選擇訓練部位(手部或腳部)、訓練模式(神經模式、骨科模式、心肺模式)。骨科模式、心肺模式和神經模式的主要區別是設置力量和功率不同：神經模式下，設置的轉矩是恒定的，隨著速度的變化，電機輸出功率發生變化；而在骨科、心肺模式下，設置的功率是一定的，隨著速度的變化，轉矩也發生變化。

圖5 系統功能圖

如選擇腳部訓練，首先判斷是否點擊人機界面上的“協助進入”按鈕。如果選擇了腳部協助，就會執行協助進入程序，腳部執行部件就會運行到使下肢容易進入的位置，然后進入到待機狀態；如果不選擇協助進入，系統直接進入待機狀態。如選擇手部訓練，系統就會屏蔽掉協助進入按鈕，不能執行協助進入程序。

系統開始運行后，系統實時檢測是否有暫停、換向、停止指令、運行時間是否結束、是否出現痙攣情況、是否出現聲波暫停信號，一旦檢測到相應的信號就會做出相應的處理。

康復訓練器最重要的功能是康復治療，患者通過主動和被動的運動訓練，達到康復的目的。無論在主動還是在被動運動狀態下，患者都可以通過人機交互界面，控制系統速度和系統力矩，故而對電機力矩控制顯得尤為重要。

2.1 速度與力矩控制

設置電機速度和力矩，首先要確定輸出到電機驅動器的模擬量數值和反饋回來的實際速度對應的模擬量數值之間的對應關系。

在沒有負載的情況下，均勻地改變輸出到電機的速度模擬量值，采集電機輸入PLC的速度模擬量值，數值-32,767～32,767對應模擬量輸出電壓為-10～10 V。得到的數據通過MATLAB線性擬合，結果如圖6所示。

圖6 線性模擬

其中xx為PLC模擬量輸出口的數字表示形式，yy是PLC模擬量輸入口的數字表示形式。擬合結果為：

xx=(yy-16194)×5000÷1471

根據公式，通過行模擬量輸出控制運行速度。

患者訓練過程中，感受到的力矩大小是一個模糊的量值，所以力矩控制僅需要有規律地增大或減小模擬量輸出值即可。

2.2 被動訓練

在康復訓練初期，患者肌力減弱，無法主動完成運動，只能依靠外部力量的幫助實現被動訓練。電機在被動運動模式下，帶動人的肢體運動，起到助力作用。在不主動改變速度的情況下，電機的速度是恒定的。通過上位機可以設置轉矩和轉速。通過PLC系統對上位機設定的參數進行運算，把運算結果傳輸給電機驅動器，再通過驅動器的控制，控制電機輸出被動狀態下的速度和力矩。

2.3 主動訓練

主動運動模式是在被動運動模式的基礎上實現的。主動運動的速度以被動運動的速度為基礎：首先設定被動運動的速度和力矩，設備以勻速的方式做被動運動；當檢測到患者進行主動運動時，主動運動的速度一定會超越被動運動的速度，設備的速度調整為實際的主動運動速度，電機的輸出力矩方向發生翻轉，從提供助力狀態變成提供阻力狀態。當未檢測到主動運動時，設備會以勻減速的方式帶動腿部運行，直到速度降為目標速度。

2.4 安全保護功能開發

在患者進行康復訓練的過程中，一旦患者肢體出現了痙攣，就會卡住電機，迫使電機的速度降為0或接近于0。在系統運行的過程中，若是通過檢測電機反饋的速度值突然接近0并且超過一定時間，就可以判斷患者肢體出現痙攣。

當系統檢測到患者發生痙攣時，暫存電機當前的速度指令和力矩指令，并把當前電機的速度指令和力矩指令設為0，停止電機運行，然后根據痙攣保護的預設方向(向前、向后、反向三種)，進行相應的處理。當痙攣保護為向前時，把系統的方向變換為向前的方向；當痙攣保護設置為向后時，把系統的方向變換為向后的方向；當痙攣保護的方向為反方向時，把系統的方向變換為與發生痙攣前運動方向相反的方向；把暫存的速度指令和力矩指令作為目標值給電機，電機做勻加速運動直到速度目標值，即完成了痙攣保護。

心率保護功能就是將通過脈搏傳感器檢測到的心率值和設定的心率限制值進行對比，當大于心率限制時減低運行速度和減少運行的電機阻力。當系統在一次訓練過程中連續4次出現心率過載情況，說明降低患者的訓練強度已不奏效，需要采取停機控制，直到患者心率下降，自行重啟動系統。

聲波停止功能在緊急情況下使用，患者只需要大叫一聲即可使系統停止，直到患者自行啟動系統為止。聲音信號通過電路比較結果以數字量的形式送入PLC。當系統檢測到聲波輸入信號，直接把系統運行速度的目標值設為0，系統進行勻減速運行，直到系統停止。

2.5 人機交互界面功能設計

測控系統的啟動、停止、暫停、正反向信號等都由上位機設定。其控制按鈕對應著PLC相應的位寄存器，點擊按鈕可以改變位寄存器的數值，通過變化的位寄存器數值控制系統運行。

人機交互界面顯示系統運行過程中的時間、訓練速度、訓練力量、脈搏信息、訓練距離以及訓練能量等信息。通過系統狀態提示能夠讓患者更好地了解自己的訓練狀況，更有益于患者康復訓練。

3 運行平順性測試

運行平順性主要表現在主動狀態和被動狀態的轉換過程中。在實驗過程中發現，當猛力蹬踏腳蹬時，會感覺有滑蹬的現象。其波形圖如圖7。

分析原因如下：實驗者用力過猛時，腳蹬運行速度迅速升高，當系統檢測到實驗者不再發力時，即進入勻減速過程；這個過程不是從最大速度處開始，而是從較小的速度開始，這樣在實驗過程中就會出現一個瞬時的高速數值，但實驗者的肢體速度跟不上這個值，就會出現滑蹬現象，即肢體感覺有蹬空的現象。

通過改變電機的速度環增益和速度環積分時間參數，有利于調整系統改變滑蹬現象，并能增加系統的平順性和反應速度。經過改進，調整過的波形圖如圖8，雖然滑蹬現象無法完全消除，但已有很大程度改善。

圖7 滑蹬現象波形圖

4 討論

本文討論的肢體康復訓練器控制系統，不僅能產生助力，帶動患者進行被動訓練，而且能產生阻力，使患者克服阻力進行主動訓練，進一步恢復肌肉的力量。控制系統采用觸摸屏生動、實時檢測全部運動過程，反饋功能對患者具有積極的激勵作用。虛擬現實技術的引入，使得患者在輕松愉快的環境中鍛煉，增強了訓練效果。

控制系統提供多種訓練治療模式，為物理治療提供了理想的康復解決方案，適用于神經科、骨科、心內科、康復科等臨床治療科室，亦可在家庭中日常使用。臨床試驗表明，該康復訓練器對患者具有顯著的療效，可極大改善患者的治療效果。

圖8 調整后波形圖

[1]張付祥,付宜利,王樹國.康復訓練器研究進展[J].河北工業科技,2005,22(2)：100-105.

[2]夏昊昕.下肢康復訓練機器人的研究[D].哈爾濱：哈爾濱工程大學,2003.

[3]李趁前.手臂康復訓練機器人系統控制研究[D].哈爾濱：哈爾濱工程大學,2008.

[4]張運剛,宋小春,郭武強.從入門到精通——西門子S7-200 PLC技術與應用[M].北京：人民郵電出版社,2007.

[5]黃靖遠,李海燕,凌迪.虛擬現實康復車的組成及功能[J].中國康復理論與實踐,1998,4(4)：162-166.

[6]趙唯偉.臥式下肢康復訓練器控制系統研究[D].哈爾濱：哈爾濱工程大學,2007.