軟質(zhì)肘關(guān)節(jié)外骨骼的肌力矩估計(jì)與神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)補(bǔ)償協(xié)調(diào)控制

吳青聰 陳 柏 張祖國(guó) 梁聰慧 黎 雄 吳洪濤

1.南京航空航天大學(xué)機(jī)電學(xué)院，南京，2100162.騰訊科技(深圳)有限公司Robotics X實(shí)驗(yàn)室，深圳，518000

0 引言

我國(guó)正面臨著日益嚴(yán)重的社會(huì)老齡化問題，而中風(fēng)癥發(fā)病率會(huì)隨著年齡增長(zhǎng)而提高。中風(fēng)偏癱導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)功能障礙嚴(yán)重威脅著老年人的生命健康，并造成了沉重的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。傳統(tǒng)的偏癱康復(fù)治療主要由醫(yī)師徒手輔助患者進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，存在作業(yè)強(qiáng)度大、效率低、持續(xù)性差、護(hù)理費(fèi)用高、醫(yī)師患者比例失調(diào)等問題[1-2]?？祻?fù)外骨骼機(jī)器人可以輔助甚至替代醫(yī)師完成更具針對(duì)性和科學(xué)性的康復(fù)訓(xùn)練任務(wù)，并對(duì)患者的治療過程進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)控與準(zhǔn)確評(píng)價(jià)[3]。

現(xiàn)有的外骨骼普遍采用剛性機(jī)械結(jié)構(gòu)[4]，存在體積大、能耗高、便攜性差等缺點(diǎn)。因此，軟質(zhì)外骨骼逐漸成為了外骨骼領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)，它利用人體的骨骼和關(guān)節(jié)來替代外骨骼剛性構(gòu)件的作用，并結(jié)合柔性驅(qū)動(dòng)裝置實(shí)現(xiàn)關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)，具有柔順、舒適、輕便、協(xié)調(diào)性好等特點(diǎn)[5]。然而，軟質(zhì)外骨骼的研究尚屬起步階段，現(xiàn)有研究主要面向下肢助力應(yīng)用[6]，而用于上肢康復(fù)訓(xùn)練的軟質(zhì)外骨骼有待深入研究。

外骨骼的控制策略直接影響了康復(fù)訓(xùn)練的效果。傳統(tǒng)的患者被動(dòng)式訓(xùn)練方法通常采用比例-積分-微分控制、滑?？刂啤⒎囱菘刂频人惴?，控制外骨骼沿著預(yù)設(shè)軌跡牽引患肢進(jìn)行往復(fù)被動(dòng)訓(xùn)練，盡可能減小軌跡跟蹤誤差[7]。被動(dòng)訓(xùn)練往往適用于偏癱急性期，但不利于提高患者的訓(xùn)練參與程度。在偏癱恢復(fù)期與后遺癥期，患肢已經(jīng)恢復(fù)了部分運(yùn)動(dòng)功能。此時(shí)，通常采用患者主動(dòng)式訓(xùn)練的方法，根據(jù)患者運(yùn)動(dòng)意圖來調(diào)整康復(fù)訓(xùn)練過程。主動(dòng)訓(xùn)練有助于神經(jīng)功能康復(fù)與心理治療，提高康復(fù)訓(xùn)練效果。文獻(xiàn)[8]提出了一種基于患者訓(xùn)練需求的協(xié)調(diào)控制策略，通過力傳感器來檢測(cè)人機(jī)交互力并評(píng)估患者運(yùn)動(dòng)能力。文獻(xiàn)[9]提出了一種基于最小干涉原則的導(dǎo)納控制策略，可合理調(diào)整康復(fù)外骨骼在不同運(yùn)動(dòng)區(qū)域的控制參數(shù)。文獻(xiàn)[10]設(shè)計(jì)了一種“人在環(huán)中”協(xié)調(diào)控制策略，通過表面肌電信號(hào)來評(píng)價(jià)患者的肌肉疲勞程度，并調(diào)整康復(fù)機(jī)器人的運(yùn)動(dòng)輔助程度。文獻(xiàn)[11]采用腦電信號(hào)傳感器來檢測(cè)人體的運(yùn)動(dòng)意圖，并控制腕關(guān)節(jié)康復(fù)機(jī)器人輔助患者進(jìn)行主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練。然而，基于交互力信號(hào)與腦電信號(hào)的運(yùn)動(dòng)意圖檢測(cè)方法普遍存在精度不高、實(shí)時(shí)性差等不足。而且，前述控制方法無法實(shí)現(xiàn)被動(dòng)訓(xùn)練與不同強(qiáng)度的主動(dòng)訓(xùn)練之間的合理切換，適用范圍受到限制。

綜上，本文設(shè)計(jì)了一種面向肘關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練的軟質(zhì)外骨骼機(jī)器人系統(tǒng)，提出了基于表面肌電信號(hào)的人體肌力矩估計(jì)方法，并將其結(jié)合到神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑?？刂扑惴ㄖ?，采用Lyapunov方法證明了閉環(huán)控制的穩(wěn)定性，實(shí)現(xiàn)了不同康復(fù)訓(xùn)練模式和不同訓(xùn)練強(qiáng)度的人機(jī)協(xié)調(diào)控制。最后，通過基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)與主動(dòng)控制實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了軟質(zhì)康復(fù)外骨骼與協(xié)調(diào)控制策略的有效性。

1 軟質(zhì)肘關(guān)節(jié)外骨骼系統(tǒng)設(shè)計(jì)

圖1為肘關(guān)節(jié)康復(fù)軟質(zhì)外骨骼的整體結(jié)構(gòu)示意圖。外骨骼系統(tǒng)可以穿戴于人體上肢，通過套索柔順驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的收縮和舒張，輔助患者進(jìn)行肘關(guān)節(jié)前屈/后伸自由度的康復(fù)訓(xùn)練。圖2為套索柔順驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)驅(qū)動(dòng)肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的工作原理示意圖。伺服減速電機(jī)工作于力矩控制模式，通過齒輪將驅(qū)動(dòng)力傳遞至線輪。鋼絲繩一端固定在線輪上，并在線輪上反向纏繞數(shù)圈后用于后續(xù)伸縮傳動(dòng)。鋼絲繩另一端通過張力傳感器實(shí)時(shí)測(cè)量驅(qū)動(dòng)拉力，然后經(jīng)由導(dǎo)向輪穿過螺紋線管與套管。軟質(zhì)執(zhí)行機(jī)構(gòu)的上臂前側(cè)/后側(cè)分別安裝有套管支座，用于連接套索柔順驅(qū)動(dòng)單元的套管。鋼絲繩穿過套管與套管支座后，分別與前臂前側(cè)/后側(cè)的串聯(lián)拉伸彈簧相連接，串聯(lián)拉伸彈簧的另一端分別與前臂前側(cè)/后側(cè)的套索支座固定連接。線管外圈設(shè)有螺紋，內(nèi)部裝有并聯(lián)壓縮彈簧，通過調(diào)整線管的旋合深度可以改變壓縮彈簧的壓縮長(zhǎng)度，進(jìn)而調(diào)整驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的預(yù)緊力，避免鋼絲索松弛。套索柔順驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)通過并聯(lián)壓縮彈簧、串聯(lián)拉伸彈簧和套索的組合來模擬肱二頭肌與肱三頭肌的力學(xué)特性[12]。大臂和小臂處安裝有慣性傳感器，用于檢測(cè)肘關(guān)節(jié)的屈伸角度。穿戴者在康復(fù)訓(xùn)練過程的肌力矩信號(hào)可以通過粘貼在肱二頭肌和肱三頭肌處的表面肌電傳感器實(shí)時(shí)獲取。

1.慣性傳感器 2.上臂前側(cè)套管支座 3.軟質(zhì)外骨骼服 4.表面肌電傳感器 5.前臂前側(cè)鋼絲支座 6.套索柔順驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)7.上臂后側(cè)套管支座 8.軟質(zhì)執(zhí)行機(jī)構(gòu) 9.肘部套索導(dǎo)向機(jī)構(gòu) 10.前臂后側(cè)鋼絲支座圖1 軟質(zhì)肘關(guān)節(jié)康復(fù)外骨骼機(jī)器人整體結(jié)構(gòu)圖Fig.1 Overall structure of the soft elbow rehabilitation exoskeleton robot

1.套管 2.螺紋線管 3.導(dǎo)向輪 4.鋼絲繩 5.線輪 6.基座 7.齒輪 8.電機(jī) 9.并聯(lián)壓縮彈簧 10.張力傳感器 11.上臂前側(cè)套索支座 12.慣性傳感器 13.肌電傳感器 14.前臂前側(cè)套索支座 15.人體手臂 16.上臂后側(cè)套索支座 17.肘部套索導(dǎo)向機(jī)構(gòu) 18.串聯(lián)拉伸彈簧 19.前臂后側(cè)套索支座圖2 套索柔順驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)工作原理示意圖Fig.2 Schematic diagram of working principle of tendon sheath compliant actuation system

圖3所示為基于MATLAB/RTW/xPC環(huán)境的實(shí)時(shí)控制系統(tǒng)，主要包括軟質(zhì)外骨骼本體、宿主機(jī)、目標(biāo)機(jī)、數(shù)據(jù)采集卡、模擬量輸出卡、傳感檢測(cè)模塊、伺服驅(qū)動(dòng)單元等組件。系統(tǒng)采用“雙機(jī)協(xié)同”工作模式，宿主機(jī)將在Simulink中編寫的控制算法編譯為可執(zhí)行控制代碼，并通過RS232串口將控制指令傳輸至實(shí)時(shí)控制內(nèi)核目標(biāo)機(jī)。慣性傳感器、拉力傳感器以及表面肌電傳感器實(shí)時(shí)測(cè)量得到的模擬信號(hào)經(jīng)過變送器的信號(hào)放大處理后，采用截止頻率為40 Hz的三階貝塞爾濾波器進(jìn)行濾波處理，最后通過安裝在目標(biāo)機(jī)中的數(shù)據(jù)采集卡進(jìn)行實(shí)時(shí)采集，采樣頻率設(shè)置為1000 Hz。此外，目標(biāo)機(jī)裝有模擬量輸出卡，用于將可執(zhí)行控制代碼運(yùn)算得出的數(shù)字控制信息轉(zhuǎn)化為模擬電壓信號(hào)，并將其輸入伺服電機(jī)的驅(qū)動(dòng)器，控制軟質(zhì)外骨骼執(zhí)行預(yù)期的肘關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練。

圖3 基于MATLAB/RTW/xPC環(huán)境的實(shí)時(shí)控制系統(tǒng)Fig.3 Real-time control system based on MATLAB/RTW/xPC environment

2 協(xié)調(diào)控制策略設(shè)計(jì)

根據(jù)大腦中樞神經(jīng)系統(tǒng)的可塑性理論，誘導(dǎo)偏癱患者進(jìn)行主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練有助于恢復(fù)患肢支配能力，避免出現(xiàn)關(guān)節(jié)痙攣萎縮。偏癱康復(fù)訓(xùn)練應(yīng)該結(jié)合患者的運(yùn)動(dòng)意圖與實(shí)際偏癱程度。本文針對(duì)軟質(zhì)肘關(guān)節(jié)外骨骼，提出了一種基于肌力矩估計(jì)外環(huán)與神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑?？刂苾?nèi)環(huán)的協(xié)調(diào)控制策略(圖4)，可以將穿戴者施加的肘關(guān)節(jié)肌力矩映射為肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)意圖，進(jìn)而主動(dòng)調(diào)整訓(xùn)練軌跡。通過改變控制參數(shù)，可以實(shí)現(xiàn)被動(dòng)訓(xùn)練模式和主動(dòng)訓(xùn)練模式的切換，并調(diào)整康復(fù)訓(xùn)練過程的交互柔順性與訓(xùn)練強(qiáng)度。

圖4 基于肌力矩估計(jì)與神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)補(bǔ)償?shù)膮f(xié)調(diào)控制策略Fig.4 Cooperative control strategy based on muscle torque estimation and neural network compensation

2.1 基于表面肌電信號(hào)的肌力矩估計(jì)算法

肘關(guān)節(jié)屈伸運(yùn)動(dòng)主要由肱二頭肌與肱三頭肌的協(xié)同驅(qū)動(dòng)作用完成。人體的肌力矩大小與肌肉激活程度相關(guān)，而肌肉激活程度可以通過表面肌電信號(hào)來表征。本文提出了一種基于Hill肌肉模型[13]的肌力矩估計(jì)算法，利用肱二頭肌與肱三頭肌的表面肌電信號(hào)來計(jì)算人體的肘關(guān)節(jié)肌力矩。

原始表面肌電信號(hào)通常會(huì)帶有干擾與噪聲，需要通過濾波和線性變換來計(jì)算肌肉的激活程度，具體過程如下：首先，原始表面肌電信號(hào)通過10～500 Hz 的二階巴特沃斯帶通濾波器濾除高頻和低頻干擾信號(hào)；其次，通過410 Hz的一階巴特沃斯高通濾波器濾除肌電信號(hào)的能量信號(hào)；然后，通過全波整流和50 Hz的陷波濾波器去除工頻干擾；再者，整流信號(hào)通過1 Hz的低通濾波器得到表面肌電信號(hào)的包絡(luò)信號(hào)；最后，包絡(luò)信號(hào)經(jīng)過非線性映射得到肌肉的激活程度。非線性映射的函數(shù)表達(dá)式為[14]

(1)

式中，σ(t)表示肌肉的激活程度；U(t)為濾波后的表面肌電信號(hào)；A為肌肉的非線性形狀因子。

Hill肌肉模型主要由主動(dòng)收縮單元(CE)、被動(dòng)彈性單元(PE)和串聯(lián)肌腱組成，主動(dòng)收縮單元接收神經(jīng)的刺激信號(hào)后發(fā)生收縮并產(chǎn)生主動(dòng)力FCE，被動(dòng)彈性單元收縮產(chǎn)生被動(dòng)力FPE，兩者的合力Fmu即為肌力。根據(jù)圖4所示的受力關(guān)系，可得

Fmu(t)=(FCE(t)+FPE(t))cosζ

(2)

式中，ζ為肌肉羽狀角。

肌肉的主動(dòng)力通常與標(biāo)準(zhǔn)化肌肉的長(zhǎng)度、收縮速度、最大肌力和肌肉激活程度有關(guān)，根據(jù)FLEISCHER等[15]的研究成果，F(xiàn)CE可以表示為

FCE(t)=fc(lm)fv(vm)σ(t)Fmax

(3)

式中，fc(lm)表示肌肉主動(dòng)收縮力與肌肉長(zhǎng)度的歸一化關(guān)系，lm為歸一化肌纖維長(zhǎng)度；fv(vm)表示肌肉主動(dòng)收縮力與肌肉收縮速度的歸一化關(guān)系，vm為歸一化肌纖維速度；Fmax為最大肌力。

肌肉的被動(dòng)力FPE是最大肌力和肌肉長(zhǎng)度的函數(shù)，可以描述為

FPE(t)=fp(lm)Fmax

(4)

式中，fp(lm)表示肌肉被動(dòng)彈性力與肌肉長(zhǎng)度的歸一化關(guān)系。

人體肘關(guān)節(jié)肌力矩τh(t)主要是由肱二頭肌與肱三頭肌的協(xié)同作用產(chǎn)生的轉(zhuǎn)矩，可以表示為

(5)

2.2 自適應(yīng)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑?？刂扑惴?/h3>

根據(jù)拉格朗日動(dòng)力學(xué)建模方法，外骨骼和患者肢體組成的系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)方程可以表示為

(6)

依據(jù)式(6)，肘關(guān)節(jié)角加速度可以表示為

τf(t)-Du(t))

(7)

在康復(fù)訓(xùn)練過程中，患者主動(dòng)施加的肘關(guān)節(jié)肌力矩可以反映出患者的肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)意圖。本文將肘關(guān)節(jié)肌力矩映射為基于運(yùn)動(dòng)意圖的肘關(guān)節(jié)增量角Δθ(t)，可得

Δθ(t)=ξτh(t)

(8)

式中，ξ為映射比例。

定義基于運(yùn)動(dòng)意圖的期望軌跡θd(t)為

θd(t)=θref(t)+Δθ(t)

(9)

式中，θref(t)為預(yù)先定義的參考軌跡。

將期望軌跡與實(shí)際軌跡之間的偏差定義為軌跡跟蹤誤差e(t)，將參考軌跡與實(shí)際軌跡之間的偏差定義為位置偏差E(t)，可得

(10)

式中，θ(t)為肘關(guān)節(jié)的角度(即實(shí)際軌跡)。

定義滑模控制的切換函數(shù)為

(11)

式中，S(t)為滑模變量；λ為切換函數(shù)的比例項(xiàng)。

根據(jù)式(7)、式(10)和式(11)，可以得到滑模變量關(guān)于時(shí)間t的一階導(dǎo)數(shù)：

(12)

其中，ψ(t)表示新的動(dòng)力學(xué)不確定項(xiàng)，ψ(t)=M-1Du(t)。

在康復(fù)機(jī)器人輔助訓(xùn)練過程中，不確定動(dòng)力學(xué)建模誤差和外部干擾會(huì)直接影響系統(tǒng)的控制精度與穩(wěn)定性，因此，本文采用徑向基函數(shù)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)來近似和補(bǔ)償系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)不確定項(xiàng)。徑向基函數(shù)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)是由輸入層、隱含層和輸出層組成的3層前向式神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，輸入層的輸入向量χ(t)∈R4定義為

(13)

將徑向基函數(shù)設(shè)置為高斯函數(shù)，并采用加權(quán)求和法計(jì)算神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)輸出層的輸出值ψ(t)，可得

(14)

(15)

i=1，2，…，N

式中，N為隱藏層的節(jié)點(diǎn)數(shù)量；ρi(χ(t))表示第i個(gè)隱藏層節(jié)點(diǎn)的輸出；Wi(t)為第i個(gè)隱藏層節(jié)點(diǎn)與神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)輸出的連接權(quán)值；mi為第i個(gè)隱藏層節(jié)點(diǎn)的徑向基函數(shù)中心向量；bi為第i個(gè)隱藏層節(jié)點(diǎn)的高斯函數(shù)方差。

由于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)隱藏層的節(jié)點(diǎn)維數(shù)是有限的，因此神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)存在近似誤差。將所提出的高斯徑向基神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的最小逼近誤差κ(t)定義為

(16)

設(shè)計(jì)自適應(yīng)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑模控制率μ(t)為

(17)

(18)

(19)

式中，η為一個(gè)正常數(shù)；α為一個(gè)正定的對(duì)角矩陣，α∈RN×N。

本文基于Lyapunov穩(wěn)定理論來證明所設(shè)計(jì)

(20)

其中，tr(·)表示矩陣的跡。計(jì)算式(20)對(duì)時(shí)間t的一階導(dǎo)數(shù)，并結(jié)合式(12)和式(16)，可得

(21)

將控制率μ(t)的表達(dá)式(式(17))代入式(21)的τ(t)中，可得

(22)

將式(11)、式(14)、式(18)和式(19)代入式(22)，可得

-λe2(t)≤0

(23)

由式(20)和式(23)可知，所構(gòu)造的Lyapunov

3 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證與討論

為了驗(yàn)證軟質(zhì)康復(fù)外骨骼與控制策略的有效性，遴選三名受試者(一號(hào)受試者：男，25歲，身高1.70 m，體重61 kg；二號(hào)受試者：男，53歲，身高1.82 m，體重73 kg；三號(hào)受試者：女，18歲，身高1.58 m，體重46 kg)，在不同映射比例ξ下，分別進(jìn)行基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)與自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)，并分析映射比例的變化對(duì)康復(fù)訓(xùn)練過程的影響。實(shí)驗(yàn)場(chǎng)景如圖5所示，受試者在實(shí)驗(yàn)開始前進(jìn)行充分休息，防止出現(xiàn)肌肉疲勞，并且使用體積分?jǐn)?shù)為70%的酒精清潔右臂肱二頭肌與肱三頭肌的表面皮膚，以提高表面肌電信號(hào)的準(zhǔn)確度。

圖5 軟質(zhì)肘關(guān)節(jié)康復(fù)外骨骼機(jī)器人系統(tǒng)樣機(jī)Fig.5 The prototype of soft elbow rehabilitation exoskeleton robot system

3.1 基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)

偏癱康復(fù)臨床研究表明，對(duì)完全喪失運(yùn)動(dòng)能力的急性期癱瘓患者應(yīng)采用患者被動(dòng)訓(xùn)練模式，輔助患肢沿著預(yù)先設(shè)定的軌跡進(jìn)行重復(fù)康復(fù)訓(xùn)練，能有效防止肌肉萎縮。在偏癱恢復(fù)期，患者的肌力逐漸恢復(fù)并具備一定的運(yùn)動(dòng)能力，此時(shí)，將人體運(yùn)動(dòng)意向融入康復(fù)訓(xùn)練中，允許患者主動(dòng)調(diào)整康復(fù)訓(xùn)練軌跡，有助于鼓勵(lì)患者積極參與康復(fù)訓(xùn)練，提高肌肉獨(dú)立運(yùn)動(dòng)能力并抑制肌肉痙攣。因此，本文開展了基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)，并對(duì)上述兩種情況下的訓(xùn)練效果進(jìn)行了分析。

首先，設(shè)置康復(fù)訓(xùn)練的參考軌跡為

(24)

根據(jù)式(8)和式(9)，當(dāng)ξ=0時(shí)，受試者的關(guān)節(jié)肌力矩不會(huì)改變期望軌跡，系統(tǒng)在被動(dòng)訓(xùn)練模式下工作，并盡可能地減小跟蹤誤差。當(dāng)ξ>0時(shí)，系統(tǒng)在人機(jī)協(xié)同訓(xùn)練模式下工作，受試者在訓(xùn)練過程中施加的關(guān)節(jié)肌力矩可以反映出肘關(guān)節(jié)的主動(dòng)運(yùn)動(dòng)意圖，并用于調(diào)整神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑?？刂破鲀?nèi)環(huán)的期望運(yùn)動(dòng)軌跡。實(shí)驗(yàn)時(shí)間設(shè)置為30 s，受試者肘關(guān)節(jié)的期望運(yùn)動(dòng)范圍為30°≤θd≤90°。為分析不同映射比例ξ對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果的影響，在0≤t<10 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=0；在10 s≤t<20 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=5°/(N·m)；在20 s≤t≤30 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=10°/(N·m)。在軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)過程中，受試者根據(jù)自己的意愿，主動(dòng)施加一定的肘關(guān)節(jié)肌力矩，以調(diào)整實(shí)際的訓(xùn)練軌跡。

圖6所示為一號(hào)受試者的基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)結(jié)果。其中，圖6a和圖6b所示分別為參考軌跡和實(shí)際軌跡的比較結(jié)果以及對(duì)應(yīng)的位置偏差；圖6c和圖6d所示分別為受試者的表面肌電信號(hào)變化及其對(duì)應(yīng)的肌力矩；圖6e所示為映射比例隨時(shí)間的變化。

(a) 參考軌跡與實(shí)際軌跡比較結(jié)果

定義位置偏差的均方根值(root mean squared error，RMSE)為

(25)

式中，Ej為第j個(gè)位置偏差的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)；n為實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的總數(shù)。

定義康復(fù)訓(xùn)練過程的主動(dòng)參與度(active cooperation level，ACL)為位置偏差的均方根值與肱二頭肌、肱三頭肌的表面肌電電壓的均方根值之和的比值，其表達(dá)式為

(26)

式中，Ubic，j、Utri，j分別為第j個(gè)肱二頭肌和第j個(gè)肱三頭肌的表面肌電電壓的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。

在實(shí)驗(yàn)中，受試者施加的肘關(guān)節(jié)肌力矩控制在-2.5～5.0 N·m的范圍內(nèi)。根據(jù)一號(hào)受試者實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以算出，在ξ=0期間，位置偏差的RMSE值VRMSE和患者主動(dòng)參與度ACL值VACL分別為1.83°和35.72°/V；在ξ=5°/(N·m)期間，VRMSE和VACL分別為7.32°和216.18°/V；在ξ=10°/(N·m)期間，VRMSE和VACL分別為20.96°和507.98°/V。此外，表1比較了不同受試者基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)結(jié)果。

表1 不同受試者的基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)結(jié)果

由表1可知，不同受試者的實(shí)驗(yàn)結(jié)果是基本一致的。在被動(dòng)訓(xùn)練模式下(ξ=0)，系統(tǒng)的位置控制誤差以及患者訓(xùn)練的主動(dòng)參與度很低，患者在外骨骼的牽引下沿著預(yù)設(shè)的參考軌跡進(jìn)行往復(fù)被動(dòng)訓(xùn)練。在人機(jī)協(xié)同訓(xùn)練模式下(ξ>0)，系統(tǒng)的位置控制誤差以及患者訓(xùn)練的主動(dòng)參與度會(huì)隨著映射比例的增大而提高，而且位置偏離的方向與受試者施加的關(guān)節(jié)肌力矩方向一致，即受試者主動(dòng)地調(diào)整了康復(fù)訓(xùn)練過程的運(yùn)動(dòng)軌跡，實(shí)現(xiàn)了基于運(yùn)動(dòng)意圖的協(xié)調(diào)控制，提高了康復(fù)訓(xùn)練的柔順性和安全性。

3.2 自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)

在偏癱后遺癥期，患者的運(yùn)動(dòng)協(xié)調(diào)性接近正常水平。這個(gè)階段的康復(fù)治療以患者主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練為主，以防止運(yùn)動(dòng)功能退化。根據(jù)式(8)和式(9)，將參考軌跡設(shè)定為一個(gè)常數(shù)(θref=60°)，那么期望軌跡θd就會(huì)隨著肘關(guān)節(jié)肌力矩τh的變化而等比例變化，比例系數(shù)即為映射比例ξ。由此，本文開展自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)，系統(tǒng)在主動(dòng)訓(xùn)練模式下工作，由受試者根據(jù)自己的運(yùn)動(dòng)意圖，自由主動(dòng)地施加隨時(shí)間變化的肘關(guān)節(jié)肌力矩，生成相應(yīng)的期望運(yùn)動(dòng)軌跡，并進(jìn)一步由自適應(yīng)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑模控制器內(nèi)環(huán)控制外骨骼沿著期望軌跡運(yùn)動(dòng)，以實(shí)現(xiàn)受試者對(duì)康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)軌跡的主動(dòng)控制。實(shí)驗(yàn)時(shí)間設(shè)置為30 s。為了分析不同映射比例ξ對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果的影響，在0≤t<10 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=5°/(N·m)；在10 s≤t<20 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=10°/(N·m)；在20 s≤t≤30 s時(shí)間內(nèi)，將映射比例設(shè)置為ξ=15°/(N·m)。圖7所示為一號(hào)受試者的自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)結(jié)果。

(a) 參考軌跡與實(shí)際軌跡比較結(jié)果

通過實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看到，外骨骼的實(shí)際運(yùn)動(dòng)軌跡與受試者主動(dòng)施加的肘關(guān)節(jié)肌力矩是一致的，實(shí)現(xiàn)了受試者的自由主動(dòng)訓(xùn)練。根據(jù)一號(hào)受試者實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以算出，在ξ=5°/(N·m)期間，VRMSE和VACL分別為18.17°和291.92°/V；在ξ=10°/(N·m)期間，VRMSE和VACL分別為34.01°和575.71°/V；在ξ=15°/(N·m)期間，VRMSE和VACL分別為47.83°和777.23°/V。此外，表2比較了不同受試者的自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)結(jié)果，可以看到，不同受試者的實(shí)驗(yàn)結(jié)果是基本一致的。

表2 不同受試者的自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)結(jié)果

因此，在施加相同的肌力矩的條件下，外骨骼的運(yùn)動(dòng)偏差會(huì)隨著映射比例的增大而增大。換言之，主動(dòng)訓(xùn)練的訓(xùn)練強(qiáng)度會(huì)隨著映射比例的增大而減小。在實(shí)際的康復(fù)訓(xùn)練治療中，映射比例的取值應(yīng)該根據(jù)患者的偏癱程度與康復(fù)進(jìn)度進(jìn)行調(diào)整，以達(dá)到最優(yōu)的康復(fù)訓(xùn)練效果。

4 結(jié)語

本文設(shè)計(jì)了一種能輔助偏癱患者進(jìn)行肘關(guān)節(jié)康復(fù)訓(xùn)練的軟質(zhì)外骨骼機(jī)器人，并提出了一種基于人體肌力矩估計(jì)與自適應(yīng)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)滑模控制的人機(jī)協(xié)調(diào)控制策略，采用Lyapunov方法證明了控制算法的閉環(huán)控制穩(wěn)定性，實(shí)現(xiàn)了基于人體運(yùn)動(dòng)意圖的多模式康復(fù)訓(xùn)練，包括患者被動(dòng)訓(xùn)練、人機(jī)協(xié)同訓(xùn)練、患者主動(dòng)訓(xùn)練，并通過三名受試者開展了基于運(yùn)動(dòng)意圖的軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)與自由主動(dòng)訓(xùn)練實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，在被動(dòng)訓(xùn)練模式下，系統(tǒng)的軌跡跟蹤誤差可控制在2°以內(nèi)；在人機(jī)協(xié)同訓(xùn)練模式和主動(dòng)訓(xùn)練模式下，所提出的控制策略可以根據(jù)患者的運(yùn)動(dòng)意圖主動(dòng)調(diào)整康復(fù)訓(xùn)練軌跡，并根據(jù)患者的訓(xùn)練需要調(diào)整訓(xùn)練強(qiáng)度，驗(yàn)證了軟質(zhì)康復(fù)外骨骼與協(xié)調(diào)控制策略的有效性。