具备力传感监测的上肢外骨骼康复系统的设计与实现

罗 维，李国瑞，李雨来，蒲江波，徐圣普

随着社会发展及经济的进步，中国人口老龄化形势愈趋严峻，心脑血管类疾病发病率逐年增加。脑卒中发病率也处于上升趋势。据统计，目前中国脑卒中患者大约有1 300 万人，且其高致残率对康复临床资源造成较大压力。

传统的卒中偏瘫康复手段通过治疗师辅助进行，由于偏瘫患者人数的增加，康复治疗师的数量已无法满足需求。康复机器人能够提供标准、量化的康复动作，同时通过对外骨骼上的传感器数据进行采集和处理，量化评估患者的康复状态，生成定制的康复方案。相关研究表明，机器人辅助康复可取得良好收益[1，2]。康复机器人可分为两类，即外骨骼式和末端牵引式；末端牵引式机器人通过牵引肢体完成简单动作，外骨骼康复机器人能够完成多关节的复杂康复动作，目前已成为研究的热点[3，4]。2005年瑞士苏黎世大学的Nef T 等[5]研究开发了一款经典的新型上肢康复外骨骼机器人系统——ARMin，掀起了外骨骼康复机器人研究热潮。

康复机器人可记录患者训练过程中的运动参数、量化训练强度，例如Díez JA 等[6]将光学力传感器集成手部康复外骨骼系统，探究力传感器在外骨骼系统的应用，Stilli A 等[7]开发了一款新型的手部外骨骼系统，并使用量表进行了分析验证。由于截瘫患者手臂的脆弱性，对外骨骼康复机器人的舒适性和安全性提出了更高的要求，为了能够评估外骨骼运动过程中人机交互力大小，在外骨骼适当位置增加力传感器进行接触力实时检测，能够改进外骨骼的控制方式及检测患者肢体的状态，结合功能性电刺激（functional electrical stimulation，FES）和脑机接口等技术，可实现运动过程中感觉运动回路、脑肌电与外部设备间的闭环反馈，进一步提高康复效率，已成为目前智能康复外骨骼领域的重要研究方向之一。

笔者设计并实现了一款6 个自由度的上肢外骨骼康复系统，该系统具有主动模式、被动模式及抗阻模式、FES 模式等多种运动模式，并在人机接触处放置了3 个三维力传感器，用于实时检测人机接触力的大小；阻抗运动下，通过获取人机接触力的方法直接控制外骨骼主动运动，能够让患者直接感受到阻抗的大小。在FES 模式下外骨骼可与功能性电刺激设备配合进行康复训练。最终，通过对力传感器数据进行分析，验证了上肢外骨骼康复系统阻抗运动模式的有效性及主动运动的穿戴舒适性。该外骨骼康复系统可满足不同体型、不同康复阶段的患者的康复需求，为后续外骨骼康复系统的临床应用提供了基础。

1 材料与方法

1.1 实验材料

上肢外骨骼康复系统6 个驱动电机采用5 个无刷直流电机（Maxon，美国）与1 个无框电机（Kollmorgen，美国）。保证每个电机参数符合对应关节运行性能要求。力传感器采用定制化三维力传感器。上肢外骨骼康复系统主体采用铝7075-T6 材料，轴部采用钢40CR 材料，外壳为塑料材质。

实验主机为×64 （CPU：Intel®CoreTMi-7500T），软件系统使用.Net 开发，运行于Windows 10 系统。

1.2 方法

上肢外骨骼康复系统主要通过简化的上肢模型设计。上肢主要可以简化为四个部分，即肩部、上臂、前臂、手，三个关节，即肩部、肘部、腕部；涉及康复运动主要有6 个自由度，即肩关节伸展（屈曲）、外展（内收）、内旋（外旋），肘关节伸展（屈曲）、旋内（旋外），腕关节背屈（掌屈）。由于机械结构的限制，为了防止出现危险，各个活动关节自由度须具有一定的限制。实验设计的上肢外骨骼康复系统的关节自由度和活动角度如表1所示。

表1 上肢外骨骼康复系统各关节运动角度幅值Tab.1 Angle amplitude of upper limb exoskeleton rehabilitation system joints

上肢外骨骼康复系统主要由以下四个部位组成：配重箱体，升降台，横梁，外骨骼机械臂（图1A）。配重箱体主要用于承担机械臂的配重及放置主控板和其他硬件的功能，升降台可以调节机械臂的高度，使机械臂能够应用于不同高度的情况，横梁主要起连接的作用。

由于每个人的体型不同，因此根据《中国成年人人体尺寸》，上肢外骨骼康复系统在上臂和前臂设置了可调节长度的滑动导轨，同时为了评估人机交互力的大小，在手臂与机械臂的接触处放置了3 个力传感器，三维力传感器的位置及机械臂6 个自由度的分布见图1B。

1.2.2 硬件系统设计

使用工业控制计算机搭建硬件控制平台，分别对单关节运动、多关节运动进行理论分析、软件仿真、信号测试和样机实验；上肢外骨骼康复系统的硬件系统必须保证系统运行的可靠性和安全性[8]。上肢外骨骼康复系统硬件系统的核心模块为主控单元，主控采用工控主板ESM6800，具备无线模块、控制器局域网（controller area network，CAN）总线接口、串行外设接口（serial pe ripheral interface，SPI），其中无线模块可以通过Socket与上位机进行网络通信，便于传输控制命令与数据。主控板的CAN 总线连接7 个节点控制板，节点控制板1～6 与电机驱动单元通过CAN 总线进行通信，驱动电机主要采用Maxon 电机。为了能够更好体现出人机接触力的大小，在上肢外骨骼康复系统与人体接触处放置了3 个三维力传感器，节点控制板7 通过SPI 连接力传感器，实现传感器数据采集与传输。见图2。

1.2.3 软件系统设计

上肢外骨骼康复系统的软件系统具体可以分为以下三个部分：

当采用离心机法测定土壤水分特征曲线时，离心机转速增大会实现水分和土壤颗粒的分离，导致土壤的容重增大，改变土壤的孔隙度和土壤孔隙分布，导致饱和含水率减小，从而影响土壤水分特征曲线的走势。为了减小土壤容重对试验结果造成的影响，本文分别采用Van-Genuchten模型和Gardner模型拟合试验数据。

（1）主控程序：主控程序主要功能是与主控板和上位机及加节点板进行通信，与节点板的通信通过CAN 总线的方式进行。与上位机的通信使用Socket进行连接。

（2）节点板程序：1～6 号节点控制板控制电机驱动器进行运动参数的设置，驱动机械臂执行相应的动作。7 号节点控制板负责读取力传感器的数据，并对数据进行滤波处理。

（3）上位机程序：①数据存储与访问模块，使用数据库存储患者的信息及训练数据；②图形界面模块，通过人机交互界面给予患者和医生训练反馈，增强患者的康复意愿；③控制模块，实现上肢外骨骼康复系统的上层控制及图形界面的控制，通过Socket 传输控制指令给下位机。

1.2.4 运动模式设计

上肢外骨骼康复系统实现了主动运动模式、被动运动模式、抗阻运动模式及FES 训练模式。①被动运动模式：对于偏瘫早期，被动运动可以很好地活动肢体，预防肌肉萎缩的出现，被动运动模式使用周期同步位置（cyclic synchronous position，CSP） 模式进行控制，通过位置-速度-时间 （position-velocity-time，PVT）计算路径插值得到运动轨迹。②主动运动模式：使用直接力控制的方式预测患者的运动意图。③抗阻运动模式：抗阻训练与主动训练模式的控制逻辑相同，不同阻抗通过调节电机的运动触发力来实现，可通过上位机软件更改阻抗等级。④FES 训练模式：FES 训练模式下，患者被要求穿戴功能性电刺激器产生相应的刺激脉冲[9～11]，刺激脉冲大小通过上位机的C#程序进行控制（图3）。

1.2.5 性能测试

根据角度传感数值对每个关节运动角度、幅度进行测量，并模拟连续实际使用4 h，测试上肢外骨骼康复系统在长时间工作后运动角度、角速度精度。最后对上肢外骨骼康复系统主被动模式下力分布进行测量，观察力分布是否符合预期和有无突变力的出现。

1.2.6 人体试用

为了验证上肢外骨骼康复系统运动过程中的穿戴舒适度和主动运动模式的性能，对该系统的人机接触力进行了初步测试。最终选泽17 例受试者，其中男性10 例，女性7 例；年龄21～37 岁；身高157～183 cm；体质量47～83 kg。

如图4所示，3 处红圈为3 个三维力传感器所在位置。试验中采集受试者在不同阻抗等级下进行肩关节外展动作的人机接触力大小。

通过记录的力传感器数据，使用Python 软件分别计算每例受试者在0～5 级阻抗下人机接触力均值和标准差，最终对不同性别受试者求平均值，使用问卷形式获取用户体验，问题包括上肢外骨骼康复系统流畅性、舒适性、安全性、准确度、尺寸设计及阻抗设计，收集主观体验感受，进行外骨骼的穿戴舒适度及临床应用分析。

2 结果

2.1 性能测试结果

上肢外骨骼康复系统运动角度与表1所示相同，误差小于5%，使用上肢外骨骼康复系统连续进行4 h 肩关节外展动作，动作预设角度20°。首次运动外展角度为19.11°，测试期间上肢外骨骼康复系统保持连续匀速运动，系统运行良好，4 h 后运动角速度变化率小于1%，运动外展角度19.75°，前后外展角度误差不超过5%。

采集主、被动模式下进行肩关节外展动作的力传感器数据，如图5A 所示，被动模式下，力分布较为均匀，幅值波动小，力分布变化符合动力由上肢外骨骼康复系统提供的力分布特征。如图5B 所示，主动模式下接触力变化幅度较大，符合人体肌力不稳定的特点，主被动模式下均未出现突变力。

上肢外骨骼康复系统运动范围、疲劳性测试均符合设计要求，主、被动模式下的力分布符合预期，且运行稳定，未出现突变力。

2.2 人体试用结果

为分析上肢外骨骼康复系统舒适性及其临床应用，试验最终采集得到17 例受试者不同阻抗等级（0～5 级）下的人机接触力的大小均值变化及标准差均值变化（图6），并对每例受试者进行了系统评价问卷调查，问卷调查结果见图7。

2.2.1 舒适性分析

依据不同阻抗等级下进行肩关节外展动作的人机接触力数据分析，传感器2 和传感器3 的数值始终较小，提示了上臂力量在肩关节外展动作的主导作用。主动运动模式（即阻抗为0 级）情况下，上臂人机接触力测量值男性（23.63 ± 5.26） N，女性（21.54 ± 5.16）N，除去人体手臂重力外，人机交互力较小。问卷结果显示（图7），17 例受试者中，有5 例表示外骨骼穿戴非常舒适，10 例比较舒适，无受试者表示穿戴不舒适，尤其在安全性维度上获得受试者主观满意度的认可，上述结果表明上肢外骨骼康复系统具有较好的穿戴舒适性表现。

图6统计结果显示，男女受试者呈现的接触力指标趋势基本一致，随阻抗等级提高，肩关节人机交互力矩逐步提高。综上，运动力评测结果显示，实验设计的上肢外骨骼康复系统具有较好的人机交互力表现，能够实现预期的分级抗阻训练功能。

2.2.2 临床应用分析

如图6所示，随着阻抗等级的提高，肩关节处人机交互力矩逐步提高，其他关节处交互力并未随阻抗等级显著变化。一方面再次证明了肩关节外展动作中上臂肌肉群的参与，另一方面提示了在临床应用设计康复动作时，需审慎考虑各肌肉群运动和上肢外骨骼康复系统间的关系，避免忽略或重复某一肌肉群的训练。

随阻抗等级提高，肩关节处人机接触力的标准差同时呈现上升趋势，提示受试者肌肉群施力的稳定性可能下降。该参数将可能作为临床应用时评估运动力量和训练疲劳程度的重要指标，有效辅助有关康复运动范式和运动处方的优化。

3 讨论

目前中国国内对于上肢外骨骼康复系统与生理信号的融合研究主要是聚焦于通过肌电信号控制外骨骼的运动，如哈尔滨工业大学的基于表面肌电信号控制的7 个自由度上肢外骨骼康复系统[12]、浙江大学王卫星等[13]面向运动意图识别的上肢外骨骼生物电信号控制研究等，对于功能性电刺激与上肢外骨骼的协同辅助运动及外骨骼系统舒适性的研究较少。Norouzi-Gheidari N 等[14]验证了虚拟现实、机器人和电刺激联合干预在上肢卒中康复中的可行性和初步疗效，表明了电刺激与机器人结合的上肢康复干预是可行的一个解决方案。力传感器是实现多模式上肢康复的关键，通过力传感器可以实现抗阻模式、主动模式、辅助运动等，如Liu C 等[15]使用三维力传感器对肢体及进行力量辅助，感知患者的运动意图并提供辅助力，最后对辅助效果进行了评估。实验设计并实现了具有多种训练模式及力反馈的上肢外骨骼康复系统，并对该系统的机械结构、硬件系统、软件系统进行了阐述，对该系统性能进行了测试，最终通过检测人机接触力的方法对上肢外骨骼康复系统的穿戴舒适性进行了分析，对受试者进行问卷调查。结果显示，在上肢外骨骼康复系统安全性、准确性、舒适性方面受试给予了较高的评价。

实验设计的上肢外骨骼康复系统通过直接力控制的模式进行主动模式，能够让患者清楚感知到阻抗的大小，同时加入了FES 模式，在康复训练应用过程中，能够适应不同时期患者的康复需求，在人机接触处放置了三维力传感器，可以用于训练力量评估及人机交互力检测，为截瘫患者的康复训练和上肢外骨骼康复系统的临床应用研究提供了解决方案。

实验研究同时也存在一定的局限性，仅考虑了上肢主要关节活动，未引入涉及多关节复合性康复动作的评估。未来将计划重点应用上肢外骨骼康复系统的力传感器在复合康复训练范式中开展力学分析，结合机械臂位姿等信息进行患者的日常生活能力评估，并引入脑肌电和功能电刺激技术，探索闭环神经反馈在康复中的机制和应用。