面向單臂彎舉的氣動肌肉上肢外骨骼系統設計與實驗

趙智睿 李 醒 張 航 劉明芳 馬天華 郝麗娜

(1.東北大學機械工程與自動化學院， 沈陽 110819； 2.東莞理工學院電子工程與智能化學院， 東莞 523808；3.東北大學流程工業綜合自動化重點實驗室， 沈陽 110004)

0 引言

隨著機器人技術和傳感器技術的快速發展[1-3]，其應用領域也越來越廣泛。負重彎舉動作是人類日常生活和農業生產勞動中較為常見運動行為之一，具有無法替代性。因此，有效預防肩袖損傷是現代醫學面對的一項難題。

外骨骼機器人是預防負重彎舉動作中發生肩袖損傷的一種嘗試。相關研究表明，外骨骼機器人(exoskeleton)可以有效改善穿戴者的運動能力，提高人體負載極限[4-8]。按驅動方式的不同，外骨骼機器人可分為電動式[5]、液壓式[6-7]與氣動式[8-9]。傳統的外骨骼機器人通過剛性結構包裹穿戴者的上肢、下肢或全身，跟隨穿戴者的動作并提供輔助動力[4]。其主要用于增強穿戴者的負載能力，但其本體質量較大[5-6]。各關節的有效力矩不僅用于承擔外部負載，還需要提供外骨骼機器人本體的關節力矩，進而導致續航能力差[8]。此外，外骨骼機器人的各關節多以旋轉關節代替人體的球窩關節，在運動過程中，二者的關節旋轉中心不重合，因此人機相容性較低[10]。以肩關節為例，盂肱關節具有浮動轉心的生物運動學屬性，并且由于不同個體的轉心位置也不同，進一步限制了外骨骼的適用性[11]。文獻[12-16]通過設計滑塊導軌機構或多連桿機構以增加自由度的方式補償外骨骼關節與人體關節中心之間的位移偏差，但是增加了外骨骼本體質量。并且由于個體差異性，需要額外設計調整機構[15]。另一種方法是采用仿生式結構設計，以織物綁帶或彈性材料替代外骨骼關節處的剛性旋轉/平移關節，既貼合人體結構又降低機構慣性[17-20]，但該方案無法實現肩關節外展助力，無法有效預防肩袖損傷。

氣動肌肉是一類新型的氣動執行器，與伺服液壓系統和電機系統等驅動器相比，具有良好的柔順性和較高的功率密度比，可減小機器人在控制中人與環境之間的撞擊并降低外骨骼機器人本體質量，目前被廣泛應用于肘關節外骨骼機器人、雙臂外骨骼機器人和外骨骼手套，用于醫療輔助康復、仿生和農業機器人等領域[21-27]。氣動肌肉上肢外骨骼機器人結合了傳統外骨骼機器人的剛性承載結構和織物仿生結構的柔性結構，可以輔助穿戴者在手持負載的狀態下完成肘關節屈曲/伸展和肩關節外展，有效降低上肢相關肌群的肌活度。其中，柔性護肩緊貼穿戴者的肩關節，提高人機相容性，減少外展/內收動作中人機旋轉中心不重合現象。本文分析上肢負載彎舉運動并提出一種預防肩袖損傷的結構方案。在此基礎上設計氣動肌肉上肢外骨骼機器人的本體結構以及傳感和控制系統。最后通過對比實驗驗證上肢外骨骼機器人助力的有效性。

1 上肢負載彎舉與肩袖損傷

人體上肢包含肩關節、肘關節、腕關節和指關節。由于各關節解剖結構較為復雜，一般將各關節簡化為旋轉關節，分析其在矢狀面、冠狀面和額狀面內的旋轉運動。上肢彎舉動作主要由肘關節在矢狀面內的屈曲/伸展運動和額狀面內的肩關節外展/內收運動構成。其中，上臂的肱肌和肱二頭肌收縮運動產生了肘關節屈曲運動；肱三頭肌收縮產生了肘關節伸展運動；三角肌和岡上肌收縮帶動肩關節完成外展；胸大肌收縮則帶動肩關節完成內收運動。

為進一步描述彎舉動作的關節運動過程，利用慣性傳感器搭建了上肢運動捕捉系統，收集一名健康成年男子(身高174 cm,體質量65 kg)在單臂彎舉過程中的肘關節、肩關節的運動信息，如圖1所示[28]。 采樣頻率f=50 Hz，收集后的數據經濾波和擬合處理，由圖2可知，肘關節屈曲/伸展的運動范圍為[18°，65°]，肩關節外展運動范圍為[5°，22°]。從生理學角度分析，肩袖用于維持盂肱關節穩定，只有肩袖穩定時，才能提供足夠的力量。肩袖是由附著于肱骨頭處的肩部肌群(主要為肩胛下肌、岡上肌、岡下肌和小圓肌)構成的袖套樣結構。由于增齡或長期勞動，岡上肌肌腱出現的組織退化、肩峰增生等因素而引發肌腱磨損或局部創口[29]。而當彎舉重物時，上肢的肱二頭肌和三角肌等主動肌群沿手臂向上發力，肩部肱骨頭在外力作用下產生旋轉運動導致手臂離開軀體側，肩關節發生外展。此時，肩袖在牽引力作用下處于一種不穩定的狀態，同時肩胛骨帶動肩峰上移，在力的作用下磨損肩袖而促成肌腱的撕裂性損傷。因此，對于肩峰空間狹窄或肩袖損傷等肩功能異?；颊?，在治療階段使用外展肩枕作為護具以提高肩關節處的穩定性[30]。外展肩枕可放置于肱骨內部腋下處，使得肩關節與胸椎和肱骨形成了穩定的力學三角形，如圖3所示。

圖1 基于慣性傳感器的人體上肢運動捕捉系統Fig.1 Human upper-limb motion capture system based on inertial measurement unit

圖2 上肢彎舉運動軌跡Fig.2 Position trajectory in upper-limb lifting task

圖3 人體上肢肩袖結構與外展肩枕原理圖Fig.3 Structure diagram of rotator cuff and principle of shoulder pillow1.肩峰 2.岡上肌肌腱 3.肱骨頭 4.盂肱關節 5.外展肩枕 6.胸椎

2 氣動肌肉上肢外骨骼系統設計

2.1 本體結構設計

氣動肌肉上肢外骨骼系統由外骨骼本體、氣源及控制系統和傳感器系統3部分組成。與其他單臂外骨骼系統不同，本文的設計重點是在輔助穿戴者完成彎舉任務的同時保證其肩關節的穩定，降低負載彎舉中肩部肌肉的肌活性，進而降低穿戴者發生肩袖損傷的風險。根據前文分析，單臂彎舉動作主要涉及了肘關節屈曲/伸展和肩關節外展/內收。肘關節為鉸鏈關節，尺骨骨頭可以沿滑車關節面內產生滑動動作，因此肘關節屈曲/伸展運動的旋轉中心不固定[31-32]。但是CT影像的結果表明，在肘關節的生理運動范圍內(即[0°,120°])，尺肱關節移動平均值為2.14 mm，最大值為1.13 cm，而在單臂彎舉運動范圍內(即[18°,65°])僅移動0.19 mm[32-33]。因此，在本體結構設計中將肘關節簡化為單自由度旋轉關節。與肘關節相比，人體肩關節是更為復雜的球窩關節，其旋轉中心相對于胸椎位置發生浮動，最大值約為8 cm[11]。在單臂負載彎舉過程中，重物的牽引力將導致肩峰移動，加劇盂肱關節的偏移。為提高人機相容性，一些外骨骼機器人在肩關節處增加多個旋轉副和移動副[12-16]。但是，過多的運動副增加了外骨骼的本體質量，卻無法約束肩峰偏移。

為此，本文設計了一種柔性的護肩結構以代替肩關節的多運動副復合結構。該結構可以保證穿戴者與外骨骼的肩部緊密貼合，配合外展肩枕以穩固肩峰。護肩緊貼穿戴者肩部，因此穿戴外骨骼機器人后的肩關節外展/內收的旋轉中心不會產生偏移。如圖4所示，護肩具有2層結構。底層護肩的外形近似于2個對頂三角形，用于包裹穿戴者的肩部和大臂，防止肩峰在外展/內收運動中在水平方向發生偏移；頂層肩帶是Y形的彈性繃帶，兩端與外展肩枕相連?？嚲o后，肩帶產生張力與外展肩枕推力的共同作用下在鉛錘方向鎖定穿戴者的肩峰，預防肩袖損傷。

圖4 護肩結構圖Fig.4 Structure diagram of soft shoulder pad1.底層護肩(展開) 2.底層護肩(穿戴) 3.頂層肩帶 4.氣動式外展肩枕

綜上，氣動肌肉上肢外骨骼如圖5所示。其本體結構包含兩部分，其中剛性部分為肘關節外骨骼機器人，具有一個旋轉自由度，結構參數見表1。如圖6所示，為了追求本體的輕量化，肘關節外骨骼的上臂和前臂連桿都由鋁合金材料制成，各連桿間設計了U形槽(樹脂材料)以便安置手臂，并在末端設計了抓握手柄(樹脂材料)。為進一步降低外骨骼機器人的本體質量，選擇氣動肌肉作為外骨骼機器人的執行器。兩根收縮型氣動肌肉并聯在氣動式單臂外骨骼的肘關節處，一端連接前臂連桿，另一端連接大臂連桿，通過控制其內部氣壓以輔助穿戴者完成肘關節屈曲/伸展運動。整體質量為1.06 kg，在負載彎舉過程中，肘關節外骨骼機器人將為穿戴者的肘關節提供輔助力矩。經測試，一根長度l=260 mm收縮型氣動肌肉在充氣壓力2.5 MPa下可提供超過90 N的拉力[34]。

圖5 完整穿戴效果Fig.5 Effect diagram of subject wearing upper-limb exoskeleton

表1 結構參數Tab.1 Parameters of upper-limb exoskeleton mm

圖6 三維設計Fig.6 Structure design of upper-limb exoskeleton1.護肩 2.上臂連桿 3.前臂連桿 4.U形槽手柄 5.手柄U形槽 6.氣動肌肉 7.氣動式外展肩枕

氣動肌肉上肢外骨骼機器人的柔性部分由護肩和氣動式外展肩枕組成。底層護肩的兩側裝有連接卡扣，方便與肘關節外骨骼機器人連接。頂層肩帶采用可調式黏扣帶設計，可以根據使用者的身材以及需求調整。肩枕的針織軟袋內安置一根收縮型氣動肌肉，通過調整其內部氣壓輔助穿戴者完成適度的外展和內收動作。為降低穿戴者的腋下產生不適感，針織軟袋中填充適度的海綿層以增強其柔順性。

2.2 傳感器與控制系統設計

氣動肌肉上肢外骨骼系統的傳感器與控制系統如圖7所示，其中氣動控制部分主要有氣源、調壓閥、高速開關閥、功率放大器、微型控制器(Arduino)、串口模塊和上位機。經測試，微型控制器執行一次代碼耗時約為0.4 ms，串口通信頻率為100 Hz。因此，所采用的控制系統滿足實時性要求?？紤]到實際應用的工作環境未知，如果工作空間狹窄有限，則利用750 mL的便攜氣瓶作為氣源；反之，則使用空壓機作為氣源為氣動肌肉提供高壓氣體。調壓閥用于調整高速開關閥的輸入氣壓。兩個高速開關閥在功率放大器和微型控制器的指令下，根據上位機的信號切換閥口的進氣與排氣狀態。串口模塊用于建立上位機與微型控制器的信號通道。機器人共布置了兩種傳感器。其中，慣性傳感器用于測量肘關節屈曲/伸展角度和肩關節的外展/內收角度。接觸力傳感器則用于測量肘關節外骨骼和穿戴者手臂之間的接觸力。

圖7 傳感器與控制系統Fig.7 Diagram of sensors and control system1.空壓機 2.便攜氣瓶 3.調壓閥 4.高速開關閥 5.功率放大電路板 6、13.微型控制器 7、14、15.串口模塊 8.上位機 9.慣性傳感器 10.接觸力傳感器 11.氣動式外展肩枕 12.肘關節外骨骼

控制方法包含兩部分，見圖8。其中，兩個接觸力傳感器用于檢測穿戴者在完成肘關節屈曲/伸展動作中的人機接觸力，結合人機阻抗模型估計肘關節的期望軌跡，再根據慣性傳感器測量肘關節的實際角度，利用PID控制器實現軌跡跟蹤[35]。兩個接觸力傳感器用于檢測穿戴者在完成肩關節外展動作中的人機接觸力。將該值與設定合理的閾值進行比較(表2)，評估穿戴者的運動狀態(內收、保持、外展)，并根據運動狀態控制高速開關閥調整氣動式外展肩枕的氣壓。

圖8 控制方法框圖Fig.8 Diagram of control method

表2 運動狀態判斷規則Tab.2 If-then rules

2.3 力學仿真

參照相關文獻的實驗結果，所設計的氣動肌肉上肢外骨骼機器人系統的最大有效負載為5 kg[36]。因此，首先對外骨骼機器人的剛性部分進行力學分析，檢驗主要零件的強度。其次，對外骨骼機器人進行動力學仿真，得到肘關節力矩的參考值，進而驗證氣動肌肉的輸出力是否達到設計目的。

靜力學分析結果如圖9、10所示，其中剛性的連桿機構材料設為鋁合金2024，把手和U形槽為樹脂材料(彈性模量3 000 MPa,彎曲模量150 MPa，拉伸強度60 MPa)。在末端手柄處施加50 N的外力，利用SolidWorks Simulation平臺計算肘關節外骨骼的應力和應變。結果表明，最大應變和最大應力都產生于肘關節處。

圖9 肘關節外骨骼機器人應力分析Fig.9 Stress analysis of elbow exoskeleton

圖10 肘關節外骨骼機器人應變分析Fig.10 Strain analysis of elbow exoskeleton

根據圖2所示的關節運動曲線及表1所示的相關參數，利用Matlab/Simulink平臺可以計算出肘關節處的驅動力矩，其結果如圖11所示。負載為5 kg的狀態下，肘關節處最大驅動力矩M=15.39 N·m。由于氣動肌肉力臂為0.1 m，因此最大驅動力為153.9 N，小于兩根氣動肌肉并聯輸出的最大收縮力180 N。

圖11 5 kg負載下肘關節外骨骼機器人的關節力矩Fig.11 Torque of elbow exoskeleton during 5 kg lifting task

3 負載彎舉實驗

實驗者在被告知操作方法和相關風險的前提下進行了負載彎舉實驗。在實驗階段，一名健康成年男子面向實驗臺(距離地面水平高度0.75 m)站立于固定位置處(距實驗臺0.4 m)，在語音提示下完成單臂提拉，保持和落臂動作，負載質量分別為1 kg砝碼和5 kg啞鈴。實驗者在實驗全程中需佩戴心率帶(美國Polar Electro公司，H10心率胸帶)，并在肱二頭肌和岡上肌處粘貼電極貼(加拿大Thought Technology有限責任公司，Flex Comp Infiniti多通道表面肌電信號儀)。圖12為實驗過程。在第1階段(圖12a)，實驗者不佩戴任何助力設備，在自然狀態下根據語音指令反復完成同樣動作。為了有效評估助力效果，運動持續時間t=5 min，每組動作結束后待心率恢復正常后再次進行。在第2階段(圖12b)，實驗者被要求穿戴肘關節外骨骼機器人并重復上述過程。在第3階段(圖12c)，實驗者穿戴了完整的氣動肌肉上肢外骨骼機器人完成相同任務。實驗過程中記錄了實驗者的肱二頭肌和岡上肌的肌電信號、肩關節外展軌跡以及實驗者心率。

圖13為一個動作周期內實驗者的肱二頭肌肌電信號。采集的生肌電信號首先經帶通濾波(20～400 Hz)處理后，提取特征值，見表3。相關研究表明，肌電信號的平均絕對值和均方根對包括表面肌電電極位置偏移、肌肉收縮力變化和肌肉疲勞等干擾不敏感，可以作為時域特征值反映待測肌肉狀態[26-28]。穿戴氣動肌肉上肢外骨骼機器人和僅穿戴肘關節外骨骼機器人都影響了肱二頭肌的肌活性。其中，在1 kg外部負載下，平均絕對值分別為未穿戴條件下的70.97%和73.49%，均方根分別為未穿戴條件下的78.85%和71.03%；在5 kg外部負載下，平均絕對值對應為69.92%和66.24%，均方根對應為66.46%和60.41%。因此，證明了實驗者在氣動肌肉上肢外骨骼機器人的幫助下減少彎舉動作中肱二頭肌肌纖維募集數量，為其肘關節提供有效的外力矩補償，降低肱二頭肌肌纖維損傷風險。

圖13 單臂彎舉過程的肱二頭肌肌電信號Fig.13 Electromyographies of biceps

表3 穿戴者的肱二頭肌肌電信號(電壓)Tab.3 Characteristic values of biceps electromyography μV

圖14為一個動作周期內實驗者的岡上肌肌電信號。其特征值見表4。實驗結果表明，穿戴氣動肌肉上肢外骨骼機器人影響了肩部岡上肌的肌活性。分析表明，在外部負載1 kg下，岡上肌平均絕對值為未穿戴條件下的80.67%，是僅穿戴肘關節外骨骼機器人條件下的86.32%，均方根分別為78.02%和78.30%。在外部負載5 kg條件下，平均絕對值為81.51%和83.40%，均方根為89.22%和84.87%。因此，氣動式外展肩枕在彎舉過程中為肩關節提供了有效支撐，降低了肩部岡上肌的肌活性。進而降低了彎舉動作中磨損岡上肌肌腱而造成肩袖損傷的風險。

圖14 單臂彎舉過程的岡上肌肌電信號Fig.14 Electromyographies of supraspinatus

表4 穿戴者的岡上肌肌電信號(電壓)Tab.4 Characteristic values of supraspinatus electromyography μV

圖15為一個動作周期內實驗者完成負載彎舉動作的肩關節外展軌跡。其中自然彎舉是指實驗者在手無負載且未穿戴外骨骼機器人的條件下完成單臂彎舉動作。與僅穿戴肘關節外骨骼機器人相比，穿戴氣動肌肉上肢外骨骼機器人后，其肩關節外展軌跡更近似于自然彎舉狀態下的肩部外展軌跡。進一步證明了所設計的護肩結構和氣動式外展肩枕對穿戴者肩部外展助力的有效性。

圖15 單臂彎舉過程的肩關節外展軌跡Fig.15 Abduction trajectories of shoulder joint

實驗者心率變化如圖16所示。實驗者1未穿戴任何外骨骼機器人，實驗者2僅穿戴肘關節外骨骼機器人，實驗者3穿戴完整的氣動肌肉上肢外骨骼機器人。心率變化反映了實驗者的代謝狀態[28]。從實驗結果來看，實驗者在未穿戴任何助力設備彎舉重物1 kg時，其平均心率為107次/min，彎舉重物5 kg時，其平均心率為110次/min。當實驗者僅穿戴肘關節外骨骼機器人時，其平均心率分別變為109次/min和112次/min。當完整穿戴外骨骼機器人時，其平均心率分別變為109次/min和112次/min。需要說明的是，由于所設計方案并不包含下肢結構，負載經由剛性的肘關節外骨骼機器人和氣動式外展肩枕傳遞至實驗者的肩胛骨、胸椎以及脊柱各處，并未直接卸荷至身體外，因此實驗者的平均心率略有增加。運用統計學分析穿戴外骨骼機器人對實驗者的心率變化是否顯著，對負載1 kg和5 kg彎舉動作的心率數據分別運用Anova算法進行方差檢驗。結果表明，在負載1 kg彎舉過程中，p=0.29；在5 kg負載彎舉過程中，p=0.24，均滿足p>0.01。因此，穿戴外骨骼機器人對實驗者的心率變化不顯著。進而說明，實驗者在穿戴外骨骼機器人前后的代謝狀態無顯著性變化。

圖16 實驗者心率Fig.16 Heart rate of subject

4 結論

(1)提出了一種針對負載彎舉任務的氣動肌肉上肢外骨骼機器人。其設計結合了剛性外骨骼系統良好的力傳遞性以及仿生式結構的關節靈活性，兼顧了外骨骼機器人的便攜性和助力有效性。

(2)氣動肌肉上肢外骨骼機器人可以降低實驗者在手持負載狀態下彎舉過程中的肱二頭肌和岡上肌肌活性，使得實驗者的肩關節外展軌跡更加近似于自然彎舉狀態下的肩關節外展軌跡。并且，穿戴外骨骼機器人后實驗者的心率無顯著性變化。進一步證實了所提方案可以在輔助穿戴者完成上肢彎舉運動的同時降低肩袖損傷的發生風險。