腦血栓康復訓練器的機械結構設計

張崔禹，徐朝陽，許浩男，陳 雪，劉 通

(北華大學 機械工程學院，吉林 吉林 132021 )

近年來我國腦血栓患者不斷增加，相關醫療設施技術也飛速發展.患者通常訓練的同時，再以康復機器人輔助，恢復效果極為顯著[1].康復機器人對病患進行針對性地訓練，能夠使下肢運動功能和日常活動能力提高[2].最早進行商業化的康復機器人是三十年前由英國Mike Topping發明的Handy1.最近幾年來，我國康復機器人的研制取得突破進展.其中，哈爾濱大學制作的步行康復機器人將機械結構與康復動作結合到了一起[3]，浙江大學研制出可以穿戴式的下肢輔助外骨骼結構[4].國內的康復訓練主要采用人為輔助訓練康復的方式，恢復效率低且存在一定的安全隱患.雖然我國近年來對腦血栓康復機器人的研究進程較快，但是與國外還是存在明顯的差距.傳統的康復訓練設備存在結構復雜、穿戴起來困難、步態訓練精度低并且配合協調性差等缺點，在了解現有康復設備存在不足的基礎上，設計了腦血栓康復訓練器[5]，旨在解決穿戴困難、步態訓練精度低和協調性差等問題.穿戴簡單的安全防護裝置對患者起到保護作用，運用單片機編程控制兩側外骨骼按照已設定好的步態進行協調性工作，通過液壓缸和電機為輪椅和外骨骼提供動力，使患者在坐立、站立和行走3種形式之間轉換，該設計為結構簡單、操作方便的腦血栓康復機器人.

1 總體結構設計

1.1 腦血栓康復訓練器的總體結構

康復機器人通常需要模擬正常人的行走，同時還能夠支撐人體的體重，因此對患者進行康復運動訓練時，要求康復機器人具有良好的承載能力[6].腦血栓康復機器人的總體結構如圖1所示，采用以折疊式護椅為基座，輔助行走外骨骼為主體框架的新型康復訓練一體式機器.康復機器人的輔助行走外骨骼采用以電機和液壓系統為動力，模仿人體行走時骨骼和肌肉的伸展和收縮，護椅采用折疊可調式機構，在患者訓練完畢后可以將護椅和輔助行走外骨骼收起，實現了一個可調節性的康復醫療環境.為保障安全，訓練時利用吊護去固定患者，最后依靠單片機編程控制兩側外骨骼按照已經設定好的步態進行協調性工作.為使患者在不進行訓練時輔助行走外骨骼可以簡易且方便的收回，設計一款可折疊的護椅，在閑置時可將輔助行走外骨骼安放于護椅內，需要做訓練時則通過設置在護椅坐墊下部的液壓伸縮缸完成護椅由坐姿向站姿的轉變，并通過設置在護椅上的伸縮吊臂為患者提供一定的支撐力.

圖1 腦血栓康復訓練器的整體結構圖

1.2 護椅結構設計

護椅框架結構如圖2所示，主要由行走機構、本體框架、動力系統以及升降機構組成.為降低整機成本采用橫梁搭接形式構建護椅本體框架，本體框架由與行進方向平行的四根橫梁，與行進方向垂直的縱梁、豎梁以及設置在固定桿下方的底盤，橫豎梁角接處利用固定套連接.底盤供安裝電機，液壓泵以及伸縮缸使用.行走機構主要由后置行走輪和前置萬向輪組成，為減輕能源消耗，采用人力推動方式實現護椅的前進或轉向.

圖2 護椅框架示意圖

2 外骨骼裝置設計

2.1 外骨骼裝置尺寸設計

人體下肢因個體原因存在著非常大的差異，因此在設計外骨骼時要考慮其尺寸應與人體下肢尺寸的相互配對，從而提高外骨骼的穿戴舒適性.表1、表2是我國18～60歲男性和女性的下肢主要尺寸統計[7].

表1我國18～60歲男性下肢主要尺寸統計 (單位：mm)

表2 我國18～60歲女性下肢主要尺寸統計 (單位：mm)

2.2 外骨骼裝置結構設計

外骨骼裝置結構如圖3所示.

圖3 外骨骼整體結構圖

外骨骼固定在人腿的兩側，利用貼在腰部的單片機檢測身體高度，計算步伐，控制電機驅動外骨骼運動[8]，以輔助腿部行走的動作.腦血栓康復機器人外骨骼主要由大腿部件、小腿部件以及足部部件組成，整個外骨骼裝置的部分重量能通過大腿腹板傳遞至小腿腹板，再通過小腿處腹板上的承力桿傳遞到氣動彈簧上，氣動彈簧再將重力傳遞至腳底板，最后由腳底板傳至地面.

大小腿部件均由上下兩塊腹板以及對應關節處的電機組成，大腿部上腹板一端與電機輸出軸相連，在電機轉動的同時帶動腹板轉動，實現髖關節的活動.大腿部的下腹板一端和小腿部上腹板以及電機相連，電機與大腿下腹板底端固定連接，電機轉動帶動小腿上腹板轉動，實現膝關節的活動[9].大小腿腹板處設有束腿繃帶來固定腹板位置，使腹板不會與使用者下肢相應部位發生相對移動，且柔性繃帶能滿足大部分使用者腿部周向尺寸，具體結構如圖4所示.

圖4 大腿和小腿結構示意圖

為滿足不同下肢尺寸的使用者穿戴，將大小腿腹板設置為可調節結構.大腿部上下兩腹板通過兩根光杠連接，光桿與下腹板固定連接，與上腹板內孔相互配合，通過光杠在上腹板內孔中的滑動使下腹板與上腹板的相對位置發生變化.大腿部下腹板上設有頂珠、圓柱槽、彈簧等結構，圖5為長度調節原理示意圖.小腿部下腹板的光杠上設有相同結構，通過按壓頂珠壓縮彈簧使頂珠跟隨光杠在上腹板孔內滑動來調節大小腿上下腹板的相對距離.

圖5 長度調節原理示意圖

外骨骼結構部件均采用腹板結構，腹板橫截面為月牙形，保證在使用者穿戴時腹板月牙形內凹面與使用者大腿或小腿外側貼合.內部結構采用中空設計，以盡量減輕外骨骼重量.圖6為外骨骼腹板截面示意圖.

圖6 外骨骼腹板截面

2.3 吊護裝置結構設計

調戶裝置結構如圖7所示，吊護裝置主要采用了背心穿戴式結構，由于人體盆骨的差異，吊護下端采用柔性體材料制成并與髖關節處電機固定連接，使吊護緊貼盆骨處肌肉.當髖關節處電機轉動時，電機所產生的扭轉力能通過緊貼盆骨處肌肉的吊護傳遞至設置在吊護后面的承力板，承力板具有一定弧度，與腰部通過兩根腰帶固定.承力板將力最終傳遞給腰部區域.腰帶與承力板通過兩根肩帶在縱向范圍內連接.吊護還包括了與護椅伸縮吊臂連接的吊帶，吊帶一端與吊護上部腰帶兩側連接，另一端與護椅上伸縮吊臂連接.在不使用時吊帶可從伸縮吊臂以及腰帶上拆卸下來.

圖7 吊護結構示意圖

3 康復訓練模式轉換的設計

3.1 液壓支撐結構設計

護椅的折疊及輔助行走外骨骼踝關節的活動均是采用液壓系統來完成.踝關節的活動范圍小，對于踝關節的準確控制顯得非常重要.液壓系統具有體積小、精度高、響應快的特點，均符合踝關節的動作要求.另外護椅伸縮的過程需要承受重載，液壓系統相比于電動以及機械驅動更為合適.利用設置在護椅本體框架下方的電機以及液壓泵為整個液壓系統提供動力，電機帶動液壓泵使電力轉換為液動力.采用分別設置在輔助行走外骨骼足部部件上的雙作用一級伸縮缸以及設置在護椅伸縮機構中的雙作用兩級伸縮缸作為整個液壓系統的執行元件.輔助行走外骨骼的雙作用一級伸縮缸控制踝關節的轉動，踝關節是人體距地面最近的負重關節，需承受較大的力，需要伸縮缸的控制精度高，避免損傷使用者的踝關節.而護椅伸縮機構中的雙作用兩級伸縮缸控制著護椅坐姿與站姿的轉換，行程大、作用力大，控制精度相對來說不需要太高，因此兩者間不能共用一個液壓泵，需采用雙泵供油形式.如圖8所示為液壓支撐回路原理圖.

圖8 液壓支撐回路原理圖

3.2 行走模式的轉換設計

在康復過程中，除了器械的輔助治療有著極其重要的作用外，患者的醫療環境對康復效果也起到一定的影響.由于國內的康復訓練設備多采用懸掛式康復機器人，機器人功能齊全，但整個機器人是設置在跑步機上的，這使得整個機器人體型龐大無法移動且增加了成本，病人常常需要到指定的地方進行康復訓練，訓練環境較為封閉.長期的治療對于病人來說會產生心理壓力，不利于患者康復訓練.

為解決上述問題，使護椅與外骨骼輔助行走相結合，外骨骼可安放于護椅內，需要訓練時則可以通過設置在護椅坐墊下部的液壓伸縮缸完成護椅由坐姿向站姿的轉變，如圖9所示.為降低整機成本采用橫梁搭接形式構建護椅本體框架，本體框架由與行進方向平行的四根橫梁，以及與行進方向垂直的縱梁、豎梁組成，橫豎梁角接處利用固定套連接.

伸展機構主要由扶手、伸縮吊臂、座椅、背板、護腿板、通軸、伸縮桿、支撐桿及腳踏板等組成，通軸設置在坐墊下端與液壓系統的活塞桿鉸接，動力系統采用的是電機驅動液壓泵產生液動力，再將動力傳遞給液壓缸使活塞桿在液壓缸內作往復運動的形式，從而實現伸展機構的伸縮.當護椅處于坐姿狀態時，支撐桿處在固定套上C形槽內，為背板提供支撐力.坐椅一端與背板的兩側通過嵌套式連接，另一端通過固定套實現與護腿板的嵌套連接、護腿板與框架固定連接.座椅在活塞桿的作用下以與護腿板連接處為中心，發生相對于本體框架的轉動，通過控制活塞桿的活動行程來控制座椅的角度轉動范圍.由于背板與座椅上端鉸接，且在連接處設有L型止回卡槽.座椅在轉動時會使背板在力的作用下同時轉動，在背板轉動到一定角度時與設置在座椅上端部的止回卡槽端面接觸，此時座椅與背板在同一平面，在活塞桿的繼續作用下直至護腿板、座椅及背板在同一平面時停止，液壓缸處于最大行程狀態且存在保壓壓力以至于座椅不會發生回轉，維持座椅站姿狀態的穩定.伸縮桿分別與握把以及支撐桿鉸接，支撐桿與背板固定連接，其作用主要在于使患者在使用時作用在伸縮吊臂上的力不會使背板發生傾覆.背板兩側設有供使用者擺放的，通過調節螺母調節扶手與座椅的相對角度，從而調節設置在扶手下端的伸縮吊臂頂端與地面的高度，滿足不同身高使用者需求的目的.

圖9 護椅姿態轉變過程

3.3 數據分析與仿真結果

對正常人的步態進行分析，總結出步態規律，依靠單片機編程進行協調工作.下肢步行行走是一個具有周期性的動作，即同一個腳后跟連續兩次與地面接觸時間隔的時間差.在一個步態周期內進行各關節理論參數分析.作人體運動的簡化模型，如圖10所示.

圖10 下肢運動簡化模型

將人體髖關節、膝關節、踝關節及腳尖等4個部位分別用4個點表示，其在平面內的坐標值分別為(x1,y1)、(x2,y2)、(x3,y3)、(x4,y4).通過4個點位置的運算和分析，可以得到髓關節、膝關節和踝關節的角度變化情況.

由髖關節節點和膝關節節點位置的坐標值可以推出髖關節的角度值公式：

(1)

式中θ1表示髓關節的角度值.

由膝關節節點和踝關節節點位置的坐標值及髖關節角度值θ1，可以推出膝關節的角度值公式：

(2)

式中θ2表示膝關節的角度值.

由膝關節節點和踝關節節點及腳趾位置的坐標值可以推出踝關節的角度值公式：

(3)

式中θ3表示踝關節的角度值.

仿真：在三維建模軟件CATIA中構建簡化的外骨骼模型，將建好的模型保存為stp格式的文件導入ADAMS中．在ADAMS中對外骨骼進行速度設定并仿真，為滿足要求，可以選擇“Define Mass By User Input”，設定外骨骼的質量；按照行走方式設置各關節的約束；把行走面與大地固連；修改外骨骼腳底與支撐面間的硬度、滲透度及粗糙度[10].基于“腦血栓康復訓練器”所有參數都是基于模擬環境的確定，通過ADAMS進行裝置動力學仿真.運用理論知識分析了各機構設計參數[11]，得出裝置運動時的相關參數，在實驗中對系統性能進行調整.使傳動系統最大限度地滿足工作環境需求，反復對整個裝置進行試驗校核，根據工作環境的突發狀況做出最大的考慮，使裝置更加平穩地運行，在滿足患者訓練需求的同時，對系統進行相應的簡化工作.為提高裝置的實現程度、患者訓練時和不訓練時對液壓系統和電機的要求，對整個裝置進行了ADAMS仿真測試，得出數據.圖11為整個裝置通過仿真分析得出的機器人輔助患者進行訓練時的分析曲線.圖11(a)為腦血栓康復訓練器行走時兩腳的運動狀態曲線.圖11(b)為腦血栓康復訓練器其中一只腳底板的運動速度和加速度.可以了解到運動狀態曲線較為平衡，兩腳運動總體變化相差不大，整個機構運行平穩，在可接受范圍內，說明了理論模型的正確性.速度與加速度的仿真分析通過運動方程計算，得到的膝、踝關節的位姿與仿真結果基本吻合，可得出無卡點、死點，運行平緩，適合康復訓練.

(a)

(b)圖11 腦血栓康復訓練器運行時的仿真分析曲線

4 結 論

研究了腦血栓患者的病理特點和康復訓練方法，設計了一款基于輔助行走外骨骼的腦血栓患者康復訓練機器人.訓練時，為保證病人在被動訓練時能“自主”站立行走，采用電動方式以及相應的機械結構分別模仿人類腿部肌肉和骨骼，實現髖關節、膝關節及踝關節的“自主”活動，可協助腦血栓患者完成坐姿與站姿之間的相互轉換.根據對人體行走步態的分析，設計了輔助行走外骨骼，使病患在站立的情況下，利用外骨骼進行行走模式的康復訓練.

(1)腦血栓患者康復機器人將輪椅與輔助行走外骨骼相結合，可讓患者不局限于室內環境，為使用者的訓練帶來便利，且擴展了使用者的訓練空間.

(2)輔助行走外骨骼機構中大小腿外骨骼采用光杠、圓柱槽、彈簧以及頂珠等結構使其長度可調，以滿足不同腿長的患者使用，同時采用了電動形式實現對髖膝關節和踝關節的驅動控制，使訓練過程更加平穩可靠.

(3)腦血栓患者康復機器人的護椅采用可折疊式設計，利用液壓系統和升降機構實現護椅由坐姿向站姿的轉換，使護椅更具有多功能性.

(4)吊護采用背心式穿戴設計，吊護底端與大腿處外骨骼上端部與相連，另一端與設置在護椅上的可伸縮扶手相連，當護椅處于站立狀態時，扶手撐托起吊護，使患者能通過外骨骼接觸到地的同時而又不會發生傾覆，保障使用者安全.