偏癱患者輔助下肢外骨骼設計與仿真分析

秦利明，林輝杰，李 軍，方綠茵

(臺州學院 機械工程學院，浙江 臺州 318000)

偏癱患者輔助下肢外骨骼設計與仿真分析

秦利明，林輝杰，李 軍，方綠茵

(臺州學院 機械工程學院，浙江 臺州 318000)

針對偏癱患者外骨骼康復機器人降低外骨骼質量的要求，設計了一種輔助下肢外骨骼機器人，采用柔索驅動的膝關節，具有結構簡單，質量輕的特點;同時利用ADAMS建立了外骨骼關節柔索驅動的動力學模型，繩索模塊建立了柔索驅動模型，通過Ariel生物運動分析軟件，采集髖、膝、踝關節運動數據，運用Spline函數進行了仿真分析;經過仿真分析柔索驅動在上臺階運動過程中的不同拉簧預緊力和拉簧剛度下傳動特性和驅動力矩，為進一步研究設計下肢外骨骼提供依據。

偏癱患者; 外骨骼; 柔索驅動; 動力學仿真

0 引言

偏癱患者輔助下肢外骨骼作為一種幫助患者進行日常步行訓練的機器人，很好的消除了缺少跑步機、懸吊減重系統以及康復訓練場所等的影響，實現了患者康復訓練的自主性和自由行[1-2]。臨床醫學證明，偏癱患者通過輔助下肢外骨骼合理訓練可以快速提高和恢復損傷肢體運動能力[3]。因此，諸多學者已經對外骨骼康復機器人進行了大量研究[4-7]，但大多是通過電機直接驅動各關節運動，由于下肢體積笨重增加了損傷肢體的負擔，影響舒適性，同時存在浪費能源的缺點。Veneman等[8-9]將鋼絲繩傳動應用到LOPES下肢外骨骼各關節的驅動上并取得了成功，該機器人大大減輕了外骨骼本身的質量，有效地減輕了康復訓練過程中外骨骼對患者的影響，但存在成本高昂，系統復雜等缺點[10]。

針對以上情況，本文設計了一種新型的偏癱患者外骨骼康復機器人，通過兩個滑輪的轉動來驅動膝關節運動，降低了外骨骼的質量，大大簡化了傳動排布的復雜性，增加了機構的柔順性和康復人員的安全性。并在此基礎上建立了ADAMS偏癱患者輔助下肢外骨骼的動力學模型，該模型有效地解決了柔索驅動問題，同時考慮了柔索與伸縮套管之間的摩擦力，為柔索驅動進一步的設計和優化奠定了基礎。

1 下肢外骨骼工作機理及其結構分析

1.1 工作原理

偏癱患者步行訓練是基于中樞神經的可塑性及功能重組理論，幫助患者不同場合下進行步行訓練，通過多次的重復運動向大腦反饋促通信號，消除肌肉痙攣模式，重塑大腦可塑性，進而建立新的組合關系，恢復自主的運動控制，達到促進中樞神經恢復、提高生活質量的目的。如圖1所示，下肢通過關節、韌帶等連接在一起，其中髖關節運動主要依靠股二頭肌伸縮實現，膝關節運動主要依靠股四頭實現。偏癱患者外骨骼康復機器人主要參考二頭肌和股四頭的肌肉群分布，來模擬這兩個肌肉群在人體行走過程中所發揮的作用。

圖1 肌肉群分布圖

1.2 偏癱患者輔助下肢外骨骼組成

偏癱患者輔助下肢外骨骼主要由單腿外骨骼機構、可伸縮拐杖和電池及控制系統組成。單腿外骨骼由大腿桿、小腿桿、膝關節、踝關節、足底踏板等組成。髖關節、膝關節由對應電機通過傳動機構驅動，二電機均安裝在拐杖支架上，減少電機驅動負荷。小腿桿與足底踏板之間為踝關節，采用鉸接加減振機構，采用無動力設計，簡化機構、降低成本；可伸縮拐杖由拐杖支架、伸縮機構、穿戴裝置等組成。伸縮機構設計在拐杖底端，由驅動電機通過減速器、絲杠螺母、導向機構實現直線伸縮運動。拐杖頂端設置橫向支撐條，使用時頂在患者腋下。腋下支撐條連接肩帶，用于將拐杖固定到患側肩膀。支撐條下方位置，設置胸腰護板。胸腰護板與拐杖活動鉸接，穿戴后用帶子扣緊，用于將拐杖與患者固定。

單腿外骨骼機構和可伸縮拐杖通過髖關節連接，其結構如圖2所示。裝備下肢外骨骼的偏癱患者在此機構的幫助下能夠實現起立、坐下、平地行走、上下樓梯等功能。患者根據自己需要的運動模式控制外骨骼輔助患者完成一定的動作。外骨骼控制系統在傳感器的檢測下通過電機驅動各個關節按照預定的程序完成一系列下肢運動。

圖2 外骨骼整體結構圖

1.3 結構設計與分析

偏癱患者輔助下肢外骨骼的髖關節和膝關節設置驅動以使大腿、小腿抬起邁步，傳動形式如圖3所示。

圖3 傳動方式

1)髖關節傳動設計：安裝在拐杖支架上的驅動電機，經齒輪減速后，通過蝸輪蝸桿改變傳動方向，驅動大腿桿轉動，實現髖關節動作。

2)膝關節傳動設計：安裝在拐杖支架上的膝關節電機，經減速后，通過絲杠螺母及導向機構形成直線運動，通過自行車剎車線傳遞運動，帶動小腿桿轉動，實現膝關節動作。

3)拐杖伸縮傳動設計：拐杖伸縮由驅動電機通過絲杠螺母及導向機構，實現直線無轉動伸縮。

1.4 膝關節傳動設計

1.4.1 膝關節在設計過程中存在的技術難點

偏癱患者單側腿基本喪失運動機能，但腿本身的重量依舊存在，在運動時會影響身體的重心平衡，尤其表現在上樓梯和下樓梯過程中。在該過程中，身體由于平衡問題容易摔倒，在設計外骨骼輔助裝置時，膝關節的傳動設計，更是存在了諸多的設計難點。

1)穿戴該輔助裝置后，是否利于患者掌握在運動過程中的平衡問題；

2)該輔助裝置所提供的驅動力，是否滿足膝關節的運動要求，如上樓梯時，膝關節所聯接的股骨和脛骨之間的運動角度需達到30°～60°；

3)該設計中所采用彈簧的初始預緊力設置及剛度選擇等；

4)在步態規劃和步態控制編程中，髖關節傳動和膝關節傳動的控制將會特別復雜，不僅需要考慮患者在運動中的速度、軌跡、平衡等，還需要考慮到兩個電機控制過程中的協調性和一致性，對電機的精度也有了比較高的要求。

1.4.2 解決方法

膝關節驅動系統采用電機通過渦輪蝸桿減速之后驅動滑輪，滑輪拉動鋼絲繩軟索，軟索通過軟索管帶動膝關節的滑輪轉動，在軟索靠近膝關節的一段通過兩根拉簧連接，用于提供預緊力和緩沖，為了防止軟索相對滑輪發生滑動，通過螺釘把滑輪與繩索固定，膝關節傳動結構如圖4(a)和(b)所示。

圖4 膝關節傳動結構示意圖

針對患者在使用該穿戴設備在運動過程中可能出現的平衡問題，該穿戴裝置在控制系統方面，設置了3種模式：正常運動模式、上臺階運動模式和下臺階運動模式3種。

1)正常運動模式：即患者使用該設備在平緩路段走路、康復訓練時，膝關節所聯接的股骨和脛骨之間的運動角度只需達到5°～10°，同時髖關節傳動電機同時協同運動，即可保障患者的順利前行目的。

2)上臺階模式：主要針對患者上樓梯的情況，在此模式下，首先由可伸縮拐杖伸長，到適當范圍后，膝關節和髖關節電機同時協同向前運動，另一側(健康側)運動，實現上臺階的目的。

3)下臺階模式：主要針對患者下樓梯的情況，此種情況和上臺階正好相反，但此時特別需要注意平衡問題，在運動時，首先由膝關節和髖關節電機同時協同向前運動，之后可伸縮拐杖收縮，另一側(健康側)運動，實現下臺階。此過程中，患者的重心主要支撐在拐杖上，隨拐杖的伸縮變化，此過程需要患者多加練習。

2 下肢外骨骼建模與仿真

2.1 人體數學模型的構件方法

為了實現對外骨骼行走仿真計算，前人研究是將人體雙足行走模型簡化為五桿模型[11]、七桿模型[12]和倒立擺模型[13]。本文針對偏癱患者單腿外骨骼建模則采用5桿模型即可。5桿模型是講上體作為一個質量塊，將腿分為大腿和小腿[14]。按照“中國成年人體慣性參數測定和大樣本統計”以及“中國成年人人體質心的研究”的科研成果和《中國成年人人體尺寸》國家標準，以21歲男性青年為模版確定了質量大小和分布，如圖5所示。

圖5 人體簡化模型

2.2 人體動力學模型構建

偏癱患者下肢外骨骼主要的輔助動作為：起立坐下、平地行走、上下樓梯3種運動狀態。根據運動學研究分別對這3種運動狀態進行抽象分類為4種狀態：無載荷彎曲膝關節、負載彎曲屈膝關節、無負載伸膝關節和負載伸膝關節。利用人體運動圖像三維采集定位系統，采集偏癱患者健康側腿部在旁人輔助下完成起坐、平地行走，上下樓等動作的圖像，再通過Ariel生物運行分析軟件獲取各運行模式對應腿部關節運動參數，為實現外骨骼的多體動力學模型仿真控制打下基礎。

2.3 人體和下肢外骨骼虛擬樣機的構建

在SolidWorks中建立人體和下肢外骨骼三維模型，導入ADAMS/View中添加相關質量、材料屬性，以及各關節的運動副，建立多體動力學模型[15-16]，如圖6所示。

圖6 人體和下肢外骨骼多體動力學模型

2.4 關節柔索驅動模型

2.4.1 滑輪與柔索關系的建立

為了防止滑移，需要添加柔索與滑輪在特定位置的固定關系，但是ADAMS的繩索模塊并沒有該功能[17]，因此在建模中，需要把柔索從固定錨點分開成兩段，柔索1和柔索2，然后兩根柔索的一端在該錨點處固定，該錨點與滑輪固定，從而實現柔索既在滑輪上纏繞，又在滑輪上固定的效果，如圖7所示。

圖7 滑輪與柔索的關系圖

2.4.2 柔索與導索管的摩擦

由于柔索需要導索管引導，柔索在拉力作用下，與導索管存在摩擦力，柔索與導索管的接觸為單側接觸，類似于圓柱與內半圓形面之間的接觸，為了模擬柔索在到所里面的摩擦力問題，在柔索路徑上，根據柔索的長度，建立周長一般約等于柔索長度的滑輪，從而模擬導管與柔索之間摩擦力的效果，結構如圖8所示?；喤c柔索之間的摩擦系數可以設定，可以根據柔索與導索管之間的摩擦力，設置柔索與滑輪之間的摩擦力。

圖8 導索管與柔索關系圖

2.5 仿真計算

根據采集來的人體運動數據，即各個關節運動的數據進行三次樣條函數擬合后，導入ADAMS中，將ADAMS中各關節的motion添加Spline函數，從而實現仿真中各關節運動的控制。然后仿真分析膝蓋關節柔索驅動仿真的效果。以上臺階為例，仿真與分析拉簧的剛度和預緊力對于柔索驅動的影響，主要通過對比輸入驅動與關節仿真運動。

經過預試驗發現拉簧預緊力和拉簧剛度對于柔索傳動效果影響非常顯著，因此對兩個因素進行了仿真分析。

2.5.1 拉簧預緊力對于柔索傳動的影響

由該系列圖可以發現，在某個拉簧剛度下，預緊力達到200 N后，再增加預緊力對于柔索驅動的傳動影響非常小，可以忽略。

圖9 拉簧剛度200 N/mm預緊力影響圖

圖10 拉簧剛度300 N/mm預緊力影響圖

圖11 拉簧剛度400 N/mm預緊力影響圖

2.5.2 拉簧剛度對于柔索驅動的影響

為了進一步分析拉簧剛度對于柔索驅動的影響，選取了在預緊力300N的條件下，不同的拉簧剛度進行了對比，如圖12所示。由仿真結果可知，隨著剛度的增加，剛度對于柔索驅動的影響逐漸減小。

圖12 拉簧剛度對柔索驅動的影響圖

2.5.3 膝關節驅動力矩與柔索索剛度關系

通過對膝關節驅動力與柔索剛度的分析，如圖13所示，可以為發現柔索剛度對驅動力有一定影響，不過影響并不大，為驅動電機的選型提供依據。

圖13 膝關節驅動力矩與柔索剛度關系圖

3 結論

本文設計了一種新型的偏癱患者外骨骼康復機器人，通過柔索驅動膝關節運動，降低了外骨骼的質量，大大簡化了傳動排布的復雜性，增加了機構的柔順性和康復人員的安全性。并在此基礎上建立了ADAMS偏癱患者輔助下肢外骨骼的動力學模，該模型有效仿真模擬了柔索驅動部分，同時考慮了柔索與伸縮套管之間的摩擦力，并對拉簧預緊力與剛度對柔索驅動的影響和驅動力進行了仿真分析，為下肢外骨骼機構進一步的設計和優化奠定了基礎。

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Design and Simulation Analysis of Assist of Hemiplegic Patient’s Exoskeleton

Qin Liming, Lin Huijie, Li Jun, Fang Lvyin

(School of Mechanical Engineering,Taizhou University, Taizhou 318000, China)

s: To reduce the quality of the hemiplegia rehabilitation exoskeleton robot, a kind of auxiliary lower limb exoskeleton robot was designed. It utilizes a cable driven knee joint, which has the advantages of simple structure and light quality characteristics. Also use Adams to establish the dynamic model of the exoskeleton joint, rope module established soft cable driven model, by Ariel biological motion analysis software, hip, knee and ankle joint motion data acquisition and simulation analysis is carried out by using spline function. Through the simulation analysis soft cable driven in the step motion process in different spring pretightening force and spring stiffness on transmission characteristics and driving torque and provide the basis for further research and design of lower extremity exoskeleton.

hemiplegia; exoskeleton; wire driven; dynamics simulation

2016-11-20；

2016-12-11。

浙江省科技廳公益技術研究社會發展項目(2015C33242)；國家級大學生創新創業訓練計劃(201610350001)。

秦利明(1984-)，男，河南焦作人，本科，實驗師，主要從事機械設計制造及其自動化方向的研究。

1671-4598(2017)04-0229-04

10.16526/j.cnki.11-4762/tp.2017.04.062

TP273

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