隨著社會老齡化的日益嚴重，腦卒中患者人數逐年增加。相較于傳統的康復治療手段，應用上肢康復機器人治療具有更高的效率和更好的康復效果，目前也已經成為康復領域的重要發展方向。本文針對當前上肢康復機器人系統的發展現狀和不足，并結合各類上肢康復機器人產品的發展趨勢，設計了一款最多能幫助患者完成 6 個自由度（3 個驅動自由度，3 個欠驅動自由度）訓練的索控式中央驅動上肢康復訓練機器人。綜合考慮機器人結構與常見的多關節復合康復訓練動作，選用關節空間規劃法中的三次多項式法設計了進食、抬臂收展兩條運動軌跡，并在 MATLAB 中繪制出機器人的運動軌跡曲線，為進行科學有效的被動康復訓練奠定了基礎。最后本文試制了實驗樣機，完成了機械結構與設計軌跡的驗證。
引用本文： 黃小海, 喻洪流, 王金超, 董祺, 張林靈, 孟巧玲, 李素姣, 王多琎. 中央驅動式多自由度上肢康復訓練機器人研究. 生物醫學工程學雜志, 2018, 35(3): 452-459. doi: 10.7507/1001-5515.201703052 復制
引言
據統計，2015 年我國 60 歲以上老人約 2.1 億，占全國總人口的 15%，2050 年將達 4.4 億，全國老齡化比例呈直線上升趨勢。老齡群眾中有大量腦血管疾病和神經系統疾病患者，腦卒中是老年患者最常見的疾病之一，且具有高發病率、高死亡率、高致殘率和高復發率的特點[1]。數據顯示，我國腦卒中標化患病率約為 1.82%，以此估算，我國 40 歲以上罹患腦卒中的人群高達 1 036 萬人，年新發病人數高達 200 萬人，腦卒中給中國造成的經濟負擔每年高達 400 億元，而且腦卒中的發病率快速上升，年輕化趨勢越發明顯，據預測 2020 年后中國的中風患者將呈現井噴式增長[2]。這種疾病會引起患者肢體運動功能的喪失，尤其是上肢運動功能的喪失，極大地影響了患者日常生活。隨著經濟的發展，人們對生活的期望不斷提高，對腦卒中患者進行及時有效的康復運動治療變得尤為迫切和重要。因此，上肢康復機器人的研究和應用，對我國康復醫療水平的提高及多學科交叉研究的進步都具有重要意義[3-5]。
目前國內外上肢康復機器人結構形式設計方案主要有末端支撐式和外骨骼式兩種。末端支撐式是以普通連桿機構或串聯機器人機構為主體機構，對患者的運動末端進行支撐和牽引，從而實現上肢的康復，其中比較典型的有以下幾種。麻省理工學院研發的 MIT-MANUS采用五連桿機構，具有平面模塊、手腕模塊和手部模塊三種模塊可選[6]，能實現主被動混合運動[7-8]，但其結構與患者患肢無法貼合。美國加州大學 Reinkensmeyer 與芝加哥康復研究所 Kahn 等聯合研發的一種上肢康復機器人 ARM-Guide[9-10]，可以用來輔助患者上肢進行康復訓練，同時也可用于測量患者上肢的活動空間，但其運動和訓練方式比較單一。NeReBot 是由意大利 Padua 大學設計的一款運用繩索懸吊控制的 3 自由度末端牽引式康復機器人[11]，其結構由一個 C 型臂底座及三根鋼管、三組鋼絲繩索及托盤組成，頂端的三根鋼管通過鋼絲繩索與托盤連接，托盤將患肢吊起從而完成上肢康復訓練[12]。但是，NeReBot 存在著 GENTLE/S[13]等一類懸吊式上肢康復機器人的通病，即訓練過程中患者患肢需持續懸吊，患者極易疲勞，訓練持續性較差，且長期使用易產生肌肉酸疼等癥狀。綜上所述，末端支撐式結構相對簡單、易于控制且價格低廉，但由于其與患者患肢不貼合，使用時每個患者的關節位置各不相同，導致機器人雖可模擬完成上肢的運動，但對患者施加的牽引力無法精確地施加于患肢，康復訓練效果不盡如人意，甚至會出現牽引過度給患者帶來新的損傷。在此情況下，產生了如今應用較為廣泛的外骨骼康復機器人。
外骨骼上肢機器人具有與人體一致的運動學結構，患者肢體通過穿戴機構與外骨骼結構接觸，從而由外骨骼向肢體傳遞力來實現輔助運動和康復訓練，其中比較典型的有以下幾種。瑞士蘇黎世大學和蘇黎世聯邦理工學院基于 ARMin[14-15]基礎聯合開發的 Armeo Power[16]，具有 7 個自由度，分別由電機驅動，結構上可實現左右手互換，但 Armeo Power 將電機直接安裝于上肢各關節處，導致機械臂比較龐大，同時也具有一定的噪音及輻射，不利于患者進行持續的康復訓練。MJS 是由意大利 Technobody 公司生產的多關節上肢運動康復系統，采用氣動驅動方式，可實現肩關節的 3 個自由度主/被動運動、肩關節與肘關節的主動運動與肩關節的助力/阻力運動，對肩關節的康復效果明顯，但其他關節的康復則有一定的局限性[17]。美國華盛頓大學的 Perry 等[18]研發的 CADEN-7 是一種 7 自由度外骨骼動力臂，除了大臂和前臂的轉動外，其余關節采用繩索傳動方式，通過鋼絲繩索將電機產生的動力傳遞到上肢各個關節，繩索驅動方式可以減少轉動慣量且讓機械臂更為小巧，但在試驗中發現繩索易松動、控制困難等缺陷。加拿大的 Queen 大學設計了一種繩驅動的 6 自由度上肢康復機器人 MEDARM，它可以完成肩、肘的復合運動，與 CADEN-7 一樣，其繩驅動和傳動系統相對較為復雜。
外骨骼式相對于末端支撐式上肢康復機器人來說有其獨特的優勢，但目前外骨骼機械臂普遍比較龐大，電機多安裝于關節處，且對不同人體的適應性較差，不具親和力，不利于上肢康復機器人的推廣和使用，此外，安全性和舒適性也有待提高。隨著上肢康復機器人關節和自由度的增多，對多關節多自由度的外骨骼機構的動力傳動機構的設計要求不斷增高，外骨骼機械臂的設計中越來越多地考慮到與人體的相互適應性、傳動機構的穩定性以及機械系統與傳感器的無縫集成特性。
綜合比較國內外現有的各類型上肢康復機器人，本文結合傳統末端式康復機器人與外骨骼康復機器人的優點，設計了一款索控式中央驅動上肢康復機器人。采用一種新型的高效率繩索線管傳動方式用于簡化普通中央驅動式機器人內復雜的傳動鏈，同時采用上肢康復機器人中少見的中央驅動式設計，即將機器人的所有動力元件（電機、減速箱、驅動器等）統一安置于遠離患者患肢的機箱內，從而達到減輕噪音輻射的效果，并可大大減小機械臂體積，使機器人更具親和力。
1 上肢康復訓練機器人機械結構設計
本文所設計的上肢康復訓練機器人為中央驅動式結構，整體外觀如圖 1 所示。動力系統是機器人整體機械結構設計的關鍵，其中動力元件的體積與安裝位置是影響傳動系統與機械臂設計的重要因素。所以，在確定上肢康復訓練機器人總體結構設計方案之后，首先需設計機器人的動力系統。
圖1
上肢康復訓練機器人三維模型
Figure1.
Three-dimensional model of the upper limb rehabili tation robot
1.1 動力系統的設計
動力系統由變壓器、電機驅動器、電機（一個步進電機、兩個盤式直流無刷電機）、減速箱、編碼器五個元件組成（如圖 2 所示）。220 V 市電經過變壓器轉化電壓，通過電機驅動器控制電機的輸出，電機輸出的動力再經過減速箱減速增扭，將電機輸出動力轉化為帶動患者各關節被動訓練所需的動力。各關節驅動系統分別安裝編碼器進行電機轉速、位置等定位。
圖2
動力系統輸出圖
Figure2.
Output diagram of the power system
1.2 中央驅動式布局設計
為避免電機直接安裝于關節處造成的不利影響，本文設計的上肢康復訓練機器人采用的是中央驅動式設計。本文的傳動方式主要為繩索傳動，傳動過程中，保證繩索長度固定、主動軸與從動軸的相對位置不發生變化是繩索傳動的最基本使用條件。同時上肢康復機器人是直接運用到人體的機器人，關節處的設計必須基本滿足人體生理結構。考慮到上述設計要求，采用圖 3 中的轉盤結構作為電機布局。將肩內收/外展關節作為機器人的第一關節，由內收/外展電機提供動力，通過同步帶傳動，帶動肩內收/外展軸轉動，從而完成肩內收/外展動作。因為肩作內收/外展運動時，人體肩屈/伸、肘屈/伸兩自由度軸相對于肩內收/外展軸是固定不變的，且繩索長度不能產生變化，所以肩屈/伸、肘屈/伸兩自由度軸需跟隨機器人肩內收/外展軸發生相同程度的轉動，故在肩內收/外展軸下端固定一轉盤，將肩屈/伸、肘屈/伸兩電機安裝于圓盤上（對稱安裝起到圓盤重力平衡作用）。兩電機的驅動器也可安裝于轉盤上使布局更緊湊，進一步縮小機箱體積。
圖3
動力元件的布局
Figure3.
Layout of power components
1.3 機械臂結構設計
為近一步縮小機械臂體積，使機器人更具親和力，機械臂將采用與人體上肢最接近且最簡單的杠桿結構，整體機械臂結構如圖 4 所示。
圖4
機械臂結構
Figure4.
Structures of the robot arm
由于患者的上肢功能障礙，其康復訓練是在康復機器人的帶動下進行的，所以設計的機器人運動范圍應該小于人體正常運動時的范圍。根據人體生物力學基礎和康復訓練的要求，本文所設計的上肢康復機器人三個主、被動自由度活動范圍如下：肩屈/伸（–45～180°），肩內收/外展（–45～90°），肘屈/伸（0～110°）。三個自由度分別需要對應的動力輸出提供動力[19]。圖 4 中過渡桿與圖 3 中肩內收/外展軸相固定，肩內收/外展電機通過同步帶帶動轉盤即可完成肩內收/外展運動，過渡桿上設置螺紋孔可安裝線鉤，用于鋼絲繩的排列與固定。上臂桿與肩部輪相固定，肩部輪與肩屈/伸電機通過鋼絲繩相連接，即可完成肩屈/伸運動。肘部輪與前臂桿固定，肘部輪與肘屈/伸電機通過鋼絲繩相連接，即可完成肘屈/伸運動。
上肢康復機器人中即使機械臂外骨骼結構與人體上肢再接近也無法做到完全貼合，這是剛性機械臂無法避免的缺陷[20]。當機械臂做肩外展運動時繞軸轉動度數越大，機械臂運動軌跡與人體實際運動軌跡偏差越大（如圖 5 所示，黑色線條為人體手臂運動軌跡，藍色線條為機器人機械臂運動軌跡），機械臂畫軌跡運動圓的半徑大于人體臂長，機械臂在做大角度動作時存在較大的安全隱患，限制了機械臂的運動范圍。為減小這一缺陷帶來的不利因素，本文設計的上肢康復機器人在接近腕關節處設置圖 4 中的額外自由度，可在水平 –30～30° 范圍內進行轉動，配合前臂桿前端的導軌滑塊。當機械臂外展時，手桿向順時針方向轉動，滑塊向后方縮進，減少實際轉動半徑。同理當機械臂內收時，手桿向逆時針方向轉動，滑塊向前延伸時，放大實際轉動半徑，從而克服了剛性結構的缺陷。
圖5
臂-機械臂外展運動軌跡
Figure5.
Movement trajectories of the arm and the robot arm in abduction exercise
1.4 新型繩索防松設計
本文雖利用線管對鋼絲繩進行保護，極大限制了鋼絲繩形變，但傳動到距離較遠的肘關節時，鋼絲繩仍有可能發生少量形變，為避免這種現象的發生，本文還設計了簡易的調線裝置來調節鋼絲繩松緊。具體的調線裝置結構如圖 6 所示，其中藍線代表鋼絲繩及線管，其基本原理類似一個底邊長度確定的三角形，兩條斜邊（圖中白色虛線）相當于鋼絲繩及線管，鋼絲繩及線管卡在調線釘上，通過調節調線釘的高度即可改變三角形的高，從而改變三角形兩條斜邊的長度，完成鋼絲繩及線管長度的調節。當一個調線釘無法滿足調線需求時可再利用第二個調線釘，鋼絲繩及線管同時卡在兩個調線釘上，即可擴大調線松緊的范圍。
圖6
調線裝置原理圖
Figure6.
Schematic diagram of the line adjusting device
1.5 新型繩索繞行回路設計
在傳統的鋼絲繩傳動過程中，除鋼絲繩與滾輪之間易產生打滑外，在電機換向時也會發生較大程度的打滑，對傳動及后續的控制極為不利。發生打滑的主要原因為電機換向時造成力的方向突變，從而使得滾輪與鋼絲繩之間的摩擦力方向發生突變，但是鋼絲繩的剛度有限，從動滾輪仍有向原有方向轉動的趨勢，兩力相互抵消從而造成電機換向時的打滑。
由于兩力的產生與抵消是力學特性，這類現象的發生不可避免，故本文將傳統繩索驅動中一根繩繞行形成一個回路，變為雙軌道雙繩繞行完成一個回路，同時雙軌道雙繩的設計配合繩索固定點能夠解決繩索傳動無法限位的問題，理論圖見圖 7。
圖7
繩輪的安裝位置
Figure7.
Installation position of the cable and the wheel
1.6 手柄設計
實驗發現，手柄也是影響不同肌力等級患者的康復效果的因素之一。因此本文針對不同肌力[21]的患者設計了兩種手柄來幫助他們進行主被動及助力訓練。對于肌力等級為 1–2 級的患者而言普通的橡膠圓柱手柄硬度太高，患者無法完全抓握，使康復效果大大削弱。因此在 1–2 級患者進行被動訓練時，采用球形軟橡膠手柄，可讓患者整個掌面搭在球形手柄上，增大受力面積，讓患者輕松抓握。對于 3–4 級肌力的患者而言，上肢已具有一定的肌力，助力訓練是更好的選擇，采用搖桿手柄，搖桿允許運動范圍為全方位 ± 25°（如圖 8 所示），可進行腕屈/伸、腕內收/外展、前臂旋內/旋外三個自由度的運動，同時搖桿也可與項目后期的虛擬現實游戲相配合[22]。
圖8
搖桿運動范圍
Figure8.
Motion range of the rocker
2 控制系統硬件部分總體設計方案
控制系統是本課題設計的上肢康復機器人另一重要基礎，是實現康復機器人各種功能以及運動模式的內在條件。控制系統必須保證康復訓練的活動范圍保持在安全范圍以內，康復訓練過程平穩，患者體驗良好，防止訓練過程對患肢造成二次傷害。
控制系統硬件部分主要包括交流接觸器、空氣開關、開關電源、分別控制肩關節兩個自由度的兩個無刷直流電機、控制肘關節一個自由度的步進電機、三個電機控制器、三個編碼器、一個 XY 二軸霍爾操縱桿以及一個主控制板。將各個器件按照功能分為供電模塊、運動模塊和控制模塊。具體控制系統結構圖如圖 9 所示。
圖9
控制系統結構
Figure9.
Structure of the control system
控制模塊和運動模塊以 CAN 現場總線為基礎實現通信。CAN 協議具有多主控制、系統的柔軟性、通信速度較快、通信距離遠和連接多節點的特點，具有錯誤檢測、錯誤通知和錯誤恢復的功能。CAN 現場總線這些特點使得控制模塊中的主控制板與運動模塊中的三個電機控制器進行主從通信的控制方案得以實現。主控制板與三個電機控制器通過雙絞線連接，主控制板通過 CAN 現場總線向電機控制器發送控制指令，電機控制器經由 CAN 現場總線向主控制板反饋應答信號。并且 CAN 報文的數據結構短，傳輸時間短，抗干擾能力強，檢錯效果好，保證了傳輸數據的準確性，這是保證康復訓練安全進行的必備前提。
3 上肢康復機器人的軌跡規劃與驗證
上肢康復機器人運動具有緩慢、重復且關節范圍限定等特點，因此本文選用關節空間描述方法中的三次多項式軌跡規劃方法來對所設計的中央驅動式上肢康復訓練機器人進行軌跡規劃，并通過 D-H 表示法建立關于上肢康復機器人的正運動學方程，即首先給每個關節指定參考坐標系，然后求出從一個坐標系到另一個坐標系的坐標變換矩陣，最后將所有變換矩陣結合起來就可確定機器人末端與基座之間的總變換。
康復訓練的最終目的是幫助患者能獨自完成日常生活，本文結合正常人進食、抬臂收展兩個常用動作，設計了兩個與之相類似的運動軌跡。訓練這兩個動作時，患者各個關節角度能與正常人運動范圍相匹配，從而更好地調動患者康復積極性及參與性，切實為患者的生活帶來便利和希望，以促進偏癱側上肢運動功能及日常生活活動能力進一步提高。最終求得各關節角度關于時間的函數的運動軌跡方程組。根據各關節的運動方程組，分別繪制出進食動作和抬臂收展動作的角度-時間曲線圖，根據上述角度與時間的關系，分別代入正運動學方程，從而得到兩種動作的運動軌跡圖（如圖 10 所示）。所得曲線均光滑連續，證明了設計軌跡的正確性。在上述兩種軌跡規劃中，原點位置均為正常人端坐時雙手下垂時的狀態，θ1 表示肩關節屈/伸運動的角度，θ2 表示肩關節內收/外展運動的角度，θ3 表示肘關節屈/伸運動的角度。
圖10
進食、抬臂收展動作的角度-時間曲線和運動軌跡
Figure10.
Angle-time curves and movement trajectories of eating and lifting arm
4 系統實驗
4.1 單自由度運動控制實驗
本文按照設計要求完成了樣機的試制，為驗證中央驅動式傳動系統的合理性及可行性，本小節設計了單自由度運動控制實驗。
單自由度被動訓練實驗主要是為了驗證中央驅動式傳動結構的合理性和各個關節單獨運動的可行性。本文通過上肢功能正常的實驗者在實驗樣機上進行被動訓練實驗，得到各關節運動圖如圖 11 所示。
圖11
肩關節屈/伸、內收/外展與肘關節屈/伸
Figure11.
Flexion/extension, adduction/abduction of the shoulder joint and flexion/extension of the elbow joint
由圖 11 可以看出，實驗者在實驗樣機上進行單自由度被動訓練時，各關節均能按照設定速度達到設定位置，驗證了本文所設計的上肢康復訓練機器人的合理性和各個關節單獨運動的可行性。
4.2 多自由度運動控制實驗
4.2.1 進食動作實驗
進食動作模擬第 1 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 15°；第 2 段：1 秒內各關節不動；第 3 段：3 秒內肩關節屈/伸運動 60°，肩關節內收/外展運動 15°，肘關節屈/伸運動 105°；第 4 段：1 秒內各關節不動；第 5 段：3 秒內肩關節屈/伸運動 – 60°，肩關節內收/外展運動 – 15°，肘關節屈/伸運動 – 105°；第 6 段：各關節保持不動。STM32F103ZET6 單片機通過三個光電編碼器采集三個自由度的實時運動角度，經由串口轉 USB 芯片發送到上位機電腦，電腦端保存顯示角度數據，將所得數據代入第 3 節建立的正運動學方程可獲得機器人末端手柄進行進食動作的實際運動軌跡，并在 MATLAB 中與第 3 節所得進食動作理論軌跡曲線對比，對比圖如圖 12 所示。
圖12
喂食動作理論-實際軌跡曲線對比
Figure12.
Comparison between theoretical curve and actual curves of eating
4.2.2 抬臂收展動作實驗
抬臂收展動作模擬第 1 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 15°；第 2 段：1 秒內各關節靜止不動；第 3 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 65°；第 4 段：1 秒內肩關節內收/外展運動 – 30°；第 5 段：3 秒內肩關節內收/外展運動 95°，肘關節屈/伸運動 90°；第 6 段：肩關節屈/伸運動 – 65°，肩關節內收/外展運動 – 65°，肘關節屈/伸運動 – 90° 回到起點。通過與 4.2.1 同樣的方法得到抬臂收展動作的實際運動軌跡與理論軌跡曲線的對比如圖 13 所示。
圖13
抬臂收展動作理論-實際軌跡曲線對比
Figure13.
Comparison between theoretical curve and actual curve of lifting arm
從圖 12、13 可得實際軌跡曲線與理論軌跡曲線趨勢相同，以進食動作為例，利用末端測定點在運動過程中 X、Y、Z 軸的狀態分量與實際曲線進行對比，計算平均誤差，對軌跡重合度進一步進行驗證，得到進食動作末端的平均誤差為：
= 0.049 mm，
= 0.039 mm，
= 0.084 mm，誤差較小。同理可得抬臂收展動作末端的平均誤差為：
= 0.039 mm，
= 0.027 mm，
= 0.063 mm，由此說明了該機器人能帶動實驗者上肢完成軌跡規劃的動作，從而驗證了本文軌跡規劃控制的可行性。但從曲線對比圖中可以發現實際與理論軌跡曲線有一定程度的偏差，曲線有抖動，偏差主要由于計算正運動學方程時，部分中間結果被取整，造成理論曲線有微小偏差。其次，各自由度實時數據由 3 個編碼器采集，編碼器與轉動軸通過緊定螺釘連接，這類連接會有間隙存在，導致動力傳遞不及時，從而造成數據采集有偏差。
4.3 機械臂承重檢測
為驗證所設計的上肢康復機器人機械臂的可靠性和合理性，本文對機械臂的關鍵部位的承受載荷部件進行了有限元分析，過程中對各部件施加可能承受的最大載荷，以此確保了部件設計的合理性。不僅如此，實驗樣機完成后，本文選擇了體重為 85 kg（依據中國人《人體慣性尺寸》標準，前臂質量約為 1.062 5 kg，上臂質量約為 2.065 5 kg）的男子進行了樣機測試，該男子可安全平穩地完成各項指令與操作，確保了設計的安全性及可靠性。
5 總結
本文設計了一款索控式中央驅動上肢康復訓練機器人。相對于國內外已有的關于上肢康復機器人的研究，主要創新點在于：① 采用了中央驅動式的設計方法，動力經互不干擾的傳動鏈傳出，然后傳遞至各訓練關節處，國內外現有主流康復機器人將電機安裝于關節處會帶來噪音大、輻射強及引起患者的恐懼感等不利因素，中央驅動式設計不僅可以減輕這些不利因素，同時可大大縮小機械臂體積，達到上肢康復機器人的輕型化、小型化及低噪音的效果，使得機器人更具親和力，為日后上肢康復機器人走進社區甚至家庭奠定了基礎；② 采用了一種新型的高效率繩索線管傳動方式，此類傳動可使機器人傳動鏈更加簡潔化，解決了傳統繩索驅動需設置中間過渡導輪的繁瑣性，可輕松實現傳輸動力換向；③ 裝上搖桿手柄后，上肢康復機器人不僅可以幫助患者完成腕部 2 個自由度、前臂 1 個自由度的主動訓練，而且可以與未來設計的配套虛擬現實游戲相結合，增加患者的主動參與性，使得治療過程更加地愉悅，以此達到更好的康復效果。
本文最后試制了實驗樣機，完成了機械結構與運動軌跡驗證，實驗樣機可進行單關節及多關節復合運動，基本滿足設計要求，實際運動軌跡與設計的兩條運動軌跡基本運動趨勢相同，證明設計的進食、抬臂收展動作軌跡是合理的。
引言
據統計，2015 年我國 60 歲以上老人約 2.1 億，占全國總人口的 15%，2050 年將達 4.4 億，全國老齡化比例呈直線上升趨勢。老齡群眾中有大量腦血管疾病和神經系統疾病患者，腦卒中是老年患者最常見的疾病之一，且具有高發病率、高死亡率、高致殘率和高復發率的特點[1]。數據顯示，我國腦卒中標化患病率約為 1.82%，以此估算，我國 40 歲以上罹患腦卒中的人群高達 1 036 萬人，年新發病人數高達 200 萬人，腦卒中給中國造成的經濟負擔每年高達 400 億元，而且腦卒中的發病率快速上升，年輕化趨勢越發明顯，據預測 2020 年后中國的中風患者將呈現井噴式增長[2]。這種疾病會引起患者肢體運動功能的喪失，尤其是上肢運動功能的喪失，極大地影響了患者日常生活。隨著經濟的發展，人們對生活的期望不斷提高，對腦卒中患者進行及時有效的康復運動治療變得尤為迫切和重要。因此，上肢康復機器人的研究和應用，對我國康復醫療水平的提高及多學科交叉研究的進步都具有重要意義[3-5]。
目前國內外上肢康復機器人結構形式設計方案主要有末端支撐式和外骨骼式兩種。末端支撐式是以普通連桿機構或串聯機器人機構為主體機構，對患者的運動末端進行支撐和牽引，從而實現上肢的康復，其中比較典型的有以下幾種。麻省理工學院研發的 MIT-MANUS采用五連桿機構，具有平面模塊、手腕模塊和手部模塊三種模塊可選[6]，能實現主被動混合運動[7-8]，但其結構與患者患肢無法貼合。美國加州大學 Reinkensmeyer 與芝加哥康復研究所 Kahn 等聯合研發的一種上肢康復機器人 ARM-Guide[9-10]，可以用來輔助患者上肢進行康復訓練，同時也可用于測量患者上肢的活動空間，但其運動和訓練方式比較單一。NeReBot 是由意大利 Padua 大學設計的一款運用繩索懸吊控制的 3 自由度末端牽引式康復機器人[11]，其結構由一個 C 型臂底座及三根鋼管、三組鋼絲繩索及托盤組成，頂端的三根鋼管通過鋼絲繩索與托盤連接，托盤將患肢吊起從而完成上肢康復訓練[12]。但是，NeReBot 存在著 GENTLE/S[13]等一類懸吊式上肢康復機器人的通病，即訓練過程中患者患肢需持續懸吊，患者極易疲勞，訓練持續性較差，且長期使用易產生肌肉酸疼等癥狀。綜上所述，末端支撐式結構相對簡單、易于控制且價格低廉，但由于其與患者患肢不貼合，使用時每個患者的關節位置各不相同，導致機器人雖可模擬完成上肢的運動，但對患者施加的牽引力無法精確地施加于患肢，康復訓練效果不盡如人意，甚至會出現牽引過度給患者帶來新的損傷。在此情況下，產生了如今應用較為廣泛的外骨骼康復機器人。
外骨骼上肢機器人具有與人體一致的運動學結構，患者肢體通過穿戴機構與外骨骼結構接觸，從而由外骨骼向肢體傳遞力來實現輔助運動和康復訓練，其中比較典型的有以下幾種。瑞士蘇黎世大學和蘇黎世聯邦理工學院基于 ARMin[14-15]基礎聯合開發的 Armeo Power[16]，具有 7 個自由度，分別由電機驅動，結構上可實現左右手互換，但 Armeo Power 將電機直接安裝于上肢各關節處，導致機械臂比較龐大，同時也具有一定的噪音及輻射，不利于患者進行持續的康復訓練。MJS 是由意大利 Technobody 公司生產的多關節上肢運動康復系統，采用氣動驅動方式，可實現肩關節的 3 個自由度主/被動運動、肩關節與肘關節的主動運動與肩關節的助力/阻力運動，對肩關節的康復效果明顯，但其他關節的康復則有一定的局限性[17]。美國華盛頓大學的 Perry 等[18]研發的 CADEN-7 是一種 7 自由度外骨骼動力臂，除了大臂和前臂的轉動外，其余關節采用繩索傳動方式，通過鋼絲繩索將電機產生的動力傳遞到上肢各個關節，繩索驅動方式可以減少轉動慣量且讓機械臂更為小巧，但在試驗中發現繩索易松動、控制困難等缺陷。加拿大的 Queen 大學設計了一種繩驅動的 6 自由度上肢康復機器人 MEDARM，它可以完成肩、肘的復合運動，與 CADEN-7 一樣，其繩驅動和傳動系統相對較為復雜。
外骨骼式相對于末端支撐式上肢康復機器人來說有其獨特的優勢，但目前外骨骼機械臂普遍比較龐大，電機多安裝于關節處，且對不同人體的適應性較差，不具親和力，不利于上肢康復機器人的推廣和使用，此外，安全性和舒適性也有待提高。隨著上肢康復機器人關節和自由度的增多，對多關節多自由度的外骨骼機構的動力傳動機構的設計要求不斷增高，外骨骼機械臂的設計中越來越多地考慮到與人體的相互適應性、傳動機構的穩定性以及機械系統與傳感器的無縫集成特性。
綜合比較國內外現有的各類型上肢康復機器人，本文結合傳統末端式康復機器人與外骨骼康復機器人的優點，設計了一款索控式中央驅動上肢康復機器人。采用一種新型的高效率繩索線管傳動方式用于簡化普通中央驅動式機器人內復雜的傳動鏈，同時采用上肢康復機器人中少見的中央驅動式設計，即將機器人的所有動力元件（電機、減速箱、驅動器等）統一安置于遠離患者患肢的機箱內，從而達到減輕噪音輻射的效果，并可大大減小機械臂體積，使機器人更具親和力。
1 上肢康復訓練機器人機械結構設計
本文所設計的上肢康復訓練機器人為中央驅動式結構，整體外觀如圖 1 所示。動力系統是機器人整體機械結構設計的關鍵，其中動力元件的體積與安裝位置是影響傳動系統與機械臂設計的重要因素。所以，在確定上肢康復訓練機器人總體結構設計方案之后，首先需設計機器人的動力系統。
圖1
上肢康復訓練機器人三維模型
Figure1.
Three-dimensional model of the upper limb rehabili tation robot
1.1 動力系統的設計
動力系統由變壓器、電機驅動器、電機（一個步進電機、兩個盤式直流無刷電機）、減速箱、編碼器五個元件組成（如圖 2 所示）。220 V 市電經過變壓器轉化電壓，通過電機驅動器控制電機的輸出，電機輸出的動力再經過減速箱減速增扭，將電機輸出動力轉化為帶動患者各關節被動訓練所需的動力。各關節驅動系統分別安裝編碼器進行電機轉速、位置等定位。
圖2
動力系統輸出圖
Figure2.
Output diagram of the power system
1.2 中央驅動式布局設計
為避免電機直接安裝于關節處造成的不利影響，本文設計的上肢康復訓練機器人采用的是中央驅動式設計。本文的傳動方式主要為繩索傳動，傳動過程中，保證繩索長度固定、主動軸與從動軸的相對位置不發生變化是繩索傳動的最基本使用條件。同時上肢康復機器人是直接運用到人體的機器人，關節處的設計必須基本滿足人體生理結構。考慮到上述設計要求，采用圖 3 中的轉盤結構作為電機布局。將肩內收/外展關節作為機器人的第一關節，由內收/外展電機提供動力，通過同步帶傳動，帶動肩內收/外展軸轉動，從而完成肩內收/外展動作。因為肩作內收/外展運動時，人體肩屈/伸、肘屈/伸兩自由度軸相對于肩內收/外展軸是固定不變的，且繩索長度不能產生變化，所以肩屈/伸、肘屈/伸兩自由度軸需跟隨機器人肩內收/外展軸發生相同程度的轉動，故在肩內收/外展軸下端固定一轉盤，將肩屈/伸、肘屈/伸兩電機安裝于圓盤上（對稱安裝起到圓盤重力平衡作用）。兩電機的驅動器也可安裝于轉盤上使布局更緊湊，進一步縮小機箱體積。
圖3
動力元件的布局
Figure3.
Layout of power components
1.3 機械臂結構設計
為近一步縮小機械臂體積，使機器人更具親和力，機械臂將采用與人體上肢最接近且最簡單的杠桿結構，整體機械臂結構如圖 4 所示。
圖4
機械臂結構
Figure4.
Structures of the robot arm
由于患者的上肢功能障礙，其康復訓練是在康復機器人的帶動下進行的，所以設計的機器人運動范圍應該小于人體正常運動時的范圍。根據人體生物力學基礎和康復訓練的要求，本文所設計的上肢康復機器人三個主、被動自由度活動范圍如下：肩屈/伸（–45～180°），肩內收/外展（–45～90°），肘屈/伸（0～110°）。三個自由度分別需要對應的動力輸出提供動力[19]。圖 4 中過渡桿與圖 3 中肩內收/外展軸相固定，肩內收/外展電機通過同步帶帶動轉盤即可完成肩內收/外展運動，過渡桿上設置螺紋孔可安裝線鉤，用于鋼絲繩的排列與固定。上臂桿與肩部輪相固定，肩部輪與肩屈/伸電機通過鋼絲繩相連接，即可完成肩屈/伸運動。肘部輪與前臂桿固定，肘部輪與肘屈/伸電機通過鋼絲繩相連接，即可完成肘屈/伸運動。
上肢康復機器人中即使機械臂外骨骼結構與人體上肢再接近也無法做到完全貼合，這是剛性機械臂無法避免的缺陷[20]。當機械臂做肩外展運動時繞軸轉動度數越大，機械臂運動軌跡與人體實際運動軌跡偏差越大（如圖 5 所示，黑色線條為人體手臂運動軌跡，藍色線條為機器人機械臂運動軌跡），機械臂畫軌跡運動圓的半徑大于人體臂長，機械臂在做大角度動作時存在較大的安全隱患，限制了機械臂的運動范圍。為減小這一缺陷帶來的不利因素，本文設計的上肢康復機器人在接近腕關節處設置圖 4 中的額外自由度，可在水平 –30～30° 范圍內進行轉動，配合前臂桿前端的導軌滑塊。當機械臂外展時，手桿向順時針方向轉動，滑塊向后方縮進，減少實際轉動半徑。同理當機械臂內收時，手桿向逆時針方向轉動，滑塊向前延伸時，放大實際轉動半徑，從而克服了剛性結構的缺陷。
圖5
臂-機械臂外展運動軌跡
Figure5.
Movement trajectories of the arm and the robot arm in abduction exercise
1.4 新型繩索防松設計
本文雖利用線管對鋼絲繩進行保護，極大限制了鋼絲繩形變，但傳動到距離較遠的肘關節時，鋼絲繩仍有可能發生少量形變，為避免這種現象的發生，本文還設計了簡易的調線裝置來調節鋼絲繩松緊。具體的調線裝置結構如圖 6 所示，其中藍線代表鋼絲繩及線管，其基本原理類似一個底邊長度確定的三角形，兩條斜邊（圖中白色虛線）相當于鋼絲繩及線管，鋼絲繩及線管卡在調線釘上，通過調節調線釘的高度即可改變三角形的高，從而改變三角形兩條斜邊的長度，完成鋼絲繩及線管長度的調節。當一個調線釘無法滿足調線需求時可再利用第二個調線釘，鋼絲繩及線管同時卡在兩個調線釘上，即可擴大調線松緊的范圍。
圖6
調線裝置原理圖
Figure6.
Schematic diagram of the line adjusting device
1.5 新型繩索繞行回路設計
在傳統的鋼絲繩傳動過程中，除鋼絲繩與滾輪之間易產生打滑外，在電機換向時也會發生較大程度的打滑，對傳動及后續的控制極為不利。發生打滑的主要原因為電機換向時造成力的方向突變，從而使得滾輪與鋼絲繩之間的摩擦力方向發生突變，但是鋼絲繩的剛度有限，從動滾輪仍有向原有方向轉動的趨勢，兩力相互抵消從而造成電機換向時的打滑。
由于兩力的產生與抵消是力學特性，這類現象的發生不可避免，故本文將傳統繩索驅動中一根繩繞行形成一個回路，變為雙軌道雙繩繞行完成一個回路，同時雙軌道雙繩的設計配合繩索固定點能夠解決繩索傳動無法限位的問題，理論圖見圖 7。
圖7
繩輪的安裝位置
Figure7.
Installation position of the cable and the wheel
1.6 手柄設計
實驗發現，手柄也是影響不同肌力等級患者的康復效果的因素之一。因此本文針對不同肌力[21]的患者設計了兩種手柄來幫助他們進行主被動及助力訓練。對于肌力等級為 1–2 級的患者而言普通的橡膠圓柱手柄硬度太高，患者無法完全抓握，使康復效果大大削弱。因此在 1–2 級患者進行被動訓練時，采用球形軟橡膠手柄，可讓患者整個掌面搭在球形手柄上，增大受力面積，讓患者輕松抓握。對于 3–4 級肌力的患者而言，上肢已具有一定的肌力，助力訓練是更好的選擇，采用搖桿手柄，搖桿允許運動范圍為全方位 ± 25°（如圖 8 所示），可進行腕屈/伸、腕內收/外展、前臂旋內/旋外三個自由度的運動，同時搖桿也可與項目后期的虛擬現實游戲相配合[22]。
圖8
搖桿運動范圍
Figure8.
Motion range of the rocker
2 控制系統硬件部分總體設計方案
控制系統是本課題設計的上肢康復機器人另一重要基礎，是實現康復機器人各種功能以及運動模式的內在條件。控制系統必須保證康復訓練的活動范圍保持在安全范圍以內，康復訓練過程平穩，患者體驗良好，防止訓練過程對患肢造成二次傷害。
控制系統硬件部分主要包括交流接觸器、空氣開關、開關電源、分別控制肩關節兩個自由度的兩個無刷直流電機、控制肘關節一個自由度的步進電機、三個電機控制器、三個編碼器、一個 XY 二軸霍爾操縱桿以及一個主控制板。將各個器件按照功能分為供電模塊、運動模塊和控制模塊。具體控制系統結構圖如圖 9 所示。
圖9
控制系統結構
Figure9.
Structure of the control system
控制模塊和運動模塊以 CAN 現場總線為基礎實現通信。CAN 協議具有多主控制、系統的柔軟性、通信速度較快、通信距離遠和連接多節點的特點，具有錯誤檢測、錯誤通知和錯誤恢復的功能。CAN 現場總線這些特點使得控制模塊中的主控制板與運動模塊中的三個電機控制器進行主從通信的控制方案得以實現。主控制板與三個電機控制器通過雙絞線連接，主控制板通過 CAN 現場總線向電機控制器發送控制指令，電機控制器經由 CAN 現場總線向主控制板反饋應答信號。并且 CAN 報文的數據結構短，傳輸時間短，抗干擾能力強，檢錯效果好，保證了傳輸數據的準確性，這是保證康復訓練安全進行的必備前提。
3 上肢康復機器人的軌跡規劃與驗證
上肢康復機器人運動具有緩慢、重復且關節范圍限定等特點，因此本文選用關節空間描述方法中的三次多項式軌跡規劃方法來對所設計的中央驅動式上肢康復訓練機器人進行軌跡規劃，并通過 D-H 表示法建立關于上肢康復機器人的正運動學方程，即首先給每個關節指定參考坐標系，然后求出從一個坐標系到另一個坐標系的坐標變換矩陣，最后將所有變換矩陣結合起來就可確定機器人末端與基座之間的總變換。
康復訓練的最終目的是幫助患者能獨自完成日常生活，本文結合正常人進食、抬臂收展兩個常用動作，設計了兩個與之相類似的運動軌跡。訓練這兩個動作時，患者各個關節角度能與正常人運動范圍相匹配，從而更好地調動患者康復積極性及參與性，切實為患者的生活帶來便利和希望，以促進偏癱側上肢運動功能及日常生活活動能力進一步提高。最終求得各關節角度關于時間的函數的運動軌跡方程組。根據各關節的運動方程組，分別繪制出進食動作和抬臂收展動作的角度-時間曲線圖，根據上述角度與時間的關系，分別代入正運動學方程，從而得到兩種動作的運動軌跡圖（如圖 10 所示）。所得曲線均光滑連續，證明了設計軌跡的正確性。在上述兩種軌跡規劃中，原點位置均為正常人端坐時雙手下垂時的狀態，θ1 表示肩關節屈/伸運動的角度，θ2 表示肩關節內收/外展運動的角度，θ3 表示肘關節屈/伸運動的角度。
圖10
進食、抬臂收展動作的角度-時間曲線和運動軌跡
Figure10.
Angle-time curves and movement trajectories of eating and lifting arm
4 系統實驗
4.1 單自由度運動控制實驗
本文按照設計要求完成了樣機的試制，為驗證中央驅動式傳動系統的合理性及可行性，本小節設計了單自由度運動控制實驗。
單自由度被動訓練實驗主要是為了驗證中央驅動式傳動結構的合理性和各個關節單獨運動的可行性。本文通過上肢功能正常的實驗者在實驗樣機上進行被動訓練實驗，得到各關節運動圖如圖 11 所示。
圖11
肩關節屈/伸、內收/外展與肘關節屈/伸
Figure11.
Flexion/extension, adduction/abduction of the shoulder joint and flexion/extension of the elbow joint
由圖 11 可以看出，實驗者在實驗樣機上進行單自由度被動訓練時，各關節均能按照設定速度達到設定位置，驗證了本文所設計的上肢康復訓練機器人的合理性和各個關節單獨運動的可行性。
4.2 多自由度運動控制實驗
4.2.1 進食動作實驗
進食動作模擬第 1 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 15°；第 2 段：1 秒內各關節不動；第 3 段：3 秒內肩關節屈/伸運動 60°，肩關節內收/外展運動 15°，肘關節屈/伸運動 105°；第 4 段：1 秒內各關節不動；第 5 段：3 秒內肩關節屈/伸運動 – 60°，肩關節內收/外展運動 – 15°，肘關節屈/伸運動 – 105°；第 6 段：各關節保持不動。STM32F103ZET6 單片機通過三個光電編碼器采集三個自由度的實時運動角度，經由串口轉 USB 芯片發送到上位機電腦，電腦端保存顯示角度數據，將所得數據代入第 3 節建立的正運動學方程可獲得機器人末端手柄進行進食動作的實際運動軌跡，并在 MATLAB 中與第 3 節所得進食動作理論軌跡曲線對比，對比圖如圖 12 所示。
圖12
喂食動作理論-實際軌跡曲線對比
Figure12.
Comparison between theoretical curve and actual curves of eating
4.2.2 抬臂收展動作實驗
抬臂收展動作模擬第 1 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 15°；第 2 段：1 秒內各關節靜止不動；第 3 段：2 秒內肩關節屈/伸運動 65°；第 4 段：1 秒內肩關節內收/外展運動 – 30°；第 5 段：3 秒內肩關節內收/外展運動 95°，肘關節屈/伸運動 90°；第 6 段：肩關節屈/伸運動 – 65°，肩關節內收/外展運動 – 65°，肘關節屈/伸運動 – 90° 回到起點。通過與 4.2.1 同樣的方法得到抬臂收展動作的實際運動軌跡與理論軌跡曲線的對比如圖 13 所示。
圖13
抬臂收展動作理論-實際軌跡曲線對比
Figure13.
Comparison between theoretical curve and actual curve of lifting arm
從圖 12、13 可得實際軌跡曲線與理論軌跡曲線趨勢相同，以進食動作為例，利用末端測定點在運動過程中 X、Y、Z 軸的狀態分量與實際曲線進行對比，計算平均誤差，對軌跡重合度進一步進行驗證，得到進食動作末端的平均誤差為：
= 0.049 mm，
= 0.039 mm，
= 0.084 mm，誤差較小。同理可得抬臂收展動作末端的平均誤差為：
= 0.039 mm，
= 0.027 mm，
= 0.063 mm，由此說明了該機器人能帶動實驗者上肢完成軌跡規劃的動作，從而驗證了本文軌跡規劃控制的可行性。但從曲線對比圖中可以發現實際與理論軌跡曲線有一定程度的偏差，曲線有抖動，偏差主要由于計算正運動學方程時，部分中間結果被取整，造成理論曲線有微小偏差。其次，各自由度實時數據由 3 個編碼器采集，編碼器與轉動軸通過緊定螺釘連接，這類連接會有間隙存在，導致動力傳遞不及時，從而造成數據采集有偏差。
4.3 機械臂承重檢測
為驗證所設計的上肢康復機器人機械臂的可靠性和合理性，本文對機械臂的關鍵部位的承受載荷部件進行了有限元分析，過程中對各部件施加可能承受的最大載荷，以此確保了部件設計的合理性。不僅如此，實驗樣機完成后，本文選擇了體重為 85 kg（依據中國人《人體慣性尺寸》標準，前臂質量約為 1.062 5 kg，上臂質量約為 2.065 5 kg）的男子進行了樣機測試，該男子可安全平穩地完成各項指令與操作，確保了設計的安全性及可靠性。
5 總結
本文設計了一款索控式中央驅動上肢康復訓練機器人。相對于國內外已有的關于上肢康復機器人的研究，主要創新點在于：① 采用了中央驅動式的設計方法，動力經互不干擾的傳動鏈傳出，然后傳遞至各訓練關節處，國內外現有主流康復機器人將電機安裝于關節處會帶來噪音大、輻射強及引起患者的恐懼感等不利因素，中央驅動式設計不僅可以減輕這些不利因素，同時可大大縮小機械臂體積，達到上肢康復機器人的輕型化、小型化及低噪音的效果，使得機器人更具親和力，為日后上肢康復機器人走進社區甚至家庭奠定了基礎；② 采用了一種新型的高效率繩索線管傳動方式，此類傳動可使機器人傳動鏈更加簡潔化，解決了傳統繩索驅動需設置中間過渡導輪的繁瑣性，可輕松實現傳輸動力換向；③ 裝上搖桿手柄后，上肢康復機器人不僅可以幫助患者完成腕部 2 個自由度、前臂 1 個自由度的主動訓練，而且可以與未來設計的配套虛擬現實游戲相結合，增加患者的主動參與性，使得治療過程更加地愉悅，以此達到更好的康復效果。
本文最后試制了實驗樣機，完成了機械結構與運動軌跡驗證，實驗樣機可進行單關節及多關節復合運動，基本滿足設計要求，實際運動軌跡與設計的兩條運動軌跡基本運動趨勢相同，證明設計的進食、抬臂收展動作軌跡是合理的。
