黃錦婷，苑明海，王 松，王海東，李旭忠(河海大學 機電工程學院，江蘇 常州 213002)

0 引 言

目前，由于人口老齡化、各種疾病和意外事故等因素造成肢體運動障礙或殘疾的患者日益增多[1-2]，單憑人工的照看是遠遠不夠的，因此研制出一種能夠代替人工照看殘疾人、老年人的機器成為了迫切的需要[3]。下肢康復(fù)機器人能夠把患者和機械運動裝置巧妙的結(jié)合，通過機械結(jié)構(gòu)的運動帶動患肢一起動作，使得患者肌肉或關(guān)節(jié)得到鍛煉以逐漸恢復(fù)正常活動，使人體肌肉組織運動功能在運動下得到鍛煉以趨于正常[4]。

機器人技術(shù)應(yīng)用在康復(fù)醫(yī)學方面得到迅速的發(fā)展，在歐美等西方國家，康復(fù)機器人在市場上的占有率逐年增長[5]，美國、英國、加拿大等國在康復(fù)機器人研究方面處于世界領(lǐng)先地位[6]。國內(nèi)，史小華等[7]對早期腦卒中引起的偏癱患者的下肢進行康復(fù)訓練，發(fā)現(xiàn)下肢康復(fù)機器人結(jié)合運動療法能明顯提高患者的下肢運動功能[8-9]；TETSSUYA MOURI等[10]研究了下肢康復(fù)機器人對下肢偏癱患者痙攣的康復(fù)治療效果，結(jié)論說明下肢康復(fù)機器人結(jié)合運動療法對患者下肢痙攣有顯著的改善作用；此外國家康復(fù)輔具研究中心探討了康復(fù)機器人技術(shù)發(fā)展的作用和意義,根據(jù)國內(nèi)外康復(fù)機器人發(fā)展現(xiàn)狀和研究成果對未來康復(fù)機器人發(fā)展做出展望[11-12]。

本研究主要著力于可穿戴式下肢康復(fù)機器人的結(jié)構(gòu)設(shè)計及運動學仿真，分析下肢髖、膝、踝3個關(guān)節(jié)的運動軌跡以及大、小腿桿件模型的靜應(yīng)力，從而對康復(fù)機器人結(jié)構(gòu)設(shè)計的合理性作出判斷。

1 結(jié)構(gòu)設(shè)計

根據(jù)患者下肢的康復(fù)需求，下肢康復(fù)機器人總體結(jié)構(gòu)設(shè)計如圖1所示。

圖1 可穿戴式下肢康復(fù)機器人總體結(jié)構(gòu)圖1—腰部結(jié)構(gòu)；2—髖關(guān)節(jié)；3—大腿桿件；4—氣缸；5—膝關(guān)節(jié)；6—鉸鏈支座；7—小腿桿件；8—踝關(guān)節(jié)；9—足部支撐板

從空間中由下往上依次是足掌支撐部分，足部踝關(guān)節(jié)、小腿桿件模型，膝關(guān)節(jié)，大腿桿件模型，髖關(guān)節(jié)，腰帶部分，頂部減重裝置，其中驅(qū)動元件設(shè)計的氣壓傳動。

該下肢康復(fù)機器人在底部步行帶上設(shè)置壓力傳感器，可以感知足部對步行帶的壓力，然后反饋到頂部的減重裝置。當足部對步行帶壓力過大，則使氣缸帶動的繃帶拉緊以減小足部受力；當足部對步行帶壓力過小，則適當減小減重裝置對人體的拉力。筆者利用反饋系統(tǒng)調(diào)節(jié)頂端減重裝置對人體自重的減少量以實現(xiàn)對運動障礙患者進行主動康復(fù)訓練的自動化。

2 下肢各關(guān)節(jié)的運動分析

以正常青年人為參考，平均體重60 kg，平均身高170.89 cm。

該康復(fù)機器人主要涉及的人體參數(shù)如表1所示。

表1 正常人行走時相關(guān)參數(shù)

患者在進行康復(fù)訓練時，康復(fù)機器人的下肢關(guān)節(jié)與人體下肢固連，帶動患者下肢一起實現(xiàn)同步運動，所以機器人各關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)過的角度由正常青年在一個步態(tài)周期內(nèi)關(guān)節(jié)角度范圍而定。

正常人行走時各關(guān)節(jié)的角度變化如表2所示。

表2 正常人行走時各關(guān)節(jié)的角度變化/(°)

為了簡化人體關(guān)節(jié)四桿機構(gòu)模型[13]，本次設(shè)計的關(guān)節(jié)點均采用單個鉸鏈支座代替，其所連接的上下桿件均可繞著關(guān)節(jié)在同一豎直平面內(nèi)旋轉(zhuǎn)。

2.1 踝關(guān)節(jié)的運動分析

踝關(guān)節(jié)模型示意圖如圖2所示。

圖2 踝關(guān)節(jié)模型示意圖L—踝關(guān)節(jié)氣壓缸所在的桿件位置

經(jīng)過計算設(shè)計出桿件L1、L2、L3的長度和桿件間的角度，即：L1=368 mm，L2=82.4 mm，L3=236 mm，α=60°，β=60°，θ=30°。

根據(jù)圖2中已知的幾何關(guān)系得出氣缸的行程公式。

氣缸在踝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)到最上端時，有最長距離：

(1)

氣缸在最近端時的兩端絞支座最短距離為：

(2)

由以上兩式可以得出踝關(guān)節(jié)處氣壓缸的行程為：

H=L-L′

(3)

代入數(shù)據(jù)，計算可得：H=465.23-248.23=217 mm。

2.2 膝關(guān)節(jié)的運動分析

膝關(guān)節(jié)模型示意圖如圖3所示。

圖3 膝關(guān)節(jié)模型示意圖

根據(jù)分析可知，與膝關(guān)節(jié)相連接的兩根桿件相對轉(zhuǎn)過的角度為0°～70°，圖3中所示即為膝關(guān)節(jié)所處的兩個極限位置，計算得到氣壓缸活塞的行程。

正常人筆直站立時，大腿所在位置的氣壓缸活塞到達最遠端；而膝關(guān)節(jié)彎曲時，氣缸活塞到達最近端。經(jīng)過計算設(shè)計出桿件的長度分別為L1=128.5 mm，L2=120 mm，L3=418 mm，桿件間的角度為α=70°～144.38°，β=37.38°，則氣缸兩端鉸鏈支座的最遠距離和最近距離分別為：L=426.4 mm,U=293.6 mm。所以驅(qū)動膝關(guān)節(jié)處連接的桿件旋轉(zhuǎn)的氣壓缸行程為：H=L-U=426.4-293.6=132.8 mm。

2.3 髖關(guān)節(jié)的運動分析

髖關(guān)節(jié)運動模型示意圖如圖4所示。

圖4 髖關(guān)節(jié)模型示意圖L1—髖關(guān)節(jié)中心到氣壓缸上端活塞缸支座中心的距離；L2—氣壓缸活塞桿所連接的支座高度；L3—大腿部分的長度

從前面表格中可知：大腿擺動的角度范圍為-30°～45°，其中，L和L′分別是髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)到這兩個極限位置時，驅(qū)動大腿擺動的氣壓缸的最長與最短距離。經(jīng)過計算得出桿件的長度分別為：L1=106.47 mm，L2=73.31 mm，L3=310.22 mm，桿件間的角度為α=-30°～45°，β=1 119.75°。

通過上述公式計算可得：L=402.67 mm，L′=283.74 mm。因此，驅(qū)動髖關(guān)節(jié)的氣壓缸行程為：H=L-L′=402.67-283.74 mm。

3 機構(gòu)運動仿真

3.1 運動學仿真分析

該下肢康復(fù)機器人的運動是模擬正常人。正常人在中速情況下行走，一個步態(tài)周期所用的平均時間是1.16 s，分解一個步態(tài)周期是把1個周期分成7個階段，初始時刻是下肢兩側(cè)均處于豎直站立的狀態(tài)，這個狀態(tài)將其定義為零時刻，接著分別進入支撐階段和擺動階段，支撐階段的初期、中期、后期分別占據(jù)整個步態(tài)周期的10%、25%、10%，擺動階段的初期、中期、末期所占比例分別為20%、15%、15%，再加上從初始狀態(tài)過渡到第一個狀態(tài)這段時間，定義為Δ01，這段時間段所占比例為5%，以此劃分整個步態(tài)周期。

劃分好時間階段后，測量各個時間狀態(tài)下支座之間的距離。本次測量主要是3個氣缸在不同狀態(tài)下的長度，即氣缸缸筒一端的鉸支座中心與活塞桿一端的支座中心之間的距離。兩個相鄰時刻下對應(yīng)測出的兩個位移之間的差值即為這個時間段活塞的位移。

考慮到一個步態(tài)周期的時間太短(1.16 s)，這對仿真時觀察運動帶來不便，所以將步態(tài)周期延長到10 s。

將步態(tài)周期各個時刻對應(yīng)測量的距離列表，結(jié)果如表3所示。

表3 氣缸兩端支座中心之間隨著各個時刻對應(yīng)測量的距離/mm

將時間延長為10 s后的步態(tài)周期內(nèi)時間段劃分，結(jié)果如表4所示。

表4 時間段的劃分

注：表中ΔtiΔti+1(i=0,1……6)表示相鄰兩時刻之間這一段時間

氣缸活塞桿在每個時間段內(nèi)的位移變化量Δh是指一個時間段內(nèi)活塞桿向外伸長或向內(nèi)縮短的位移量，活塞桿向外伸長定義為負值，向內(nèi)縮短定義為正。

具體的位移隨時間變化值如表5所示。

表5 氣缸活塞在各個時間段的行程/mm

3.2 運動學仿真分析

本次運動學仿真分析是將腰部結(jié)構(gòu)視作固定機架，因此髖關(guān)節(jié)運動軌跡隨時間變化為一條水平直線，筆者主要研究膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的運動情況。

踝關(guān)節(jié)運動軌跡隨時間變化曲線圖如圖5所示。

圖5 踝關(guān)節(jié)運動軌跡隨時間變化曲線

觀察曲線走勢，與正常人行走軌跡大致接近，可實現(xiàn)恢復(fù)患者運動機能的目的。

膝關(guān)節(jié)運動軌跡隨時間變化曲線圖如圖6所示。

圖6 膝關(guān)節(jié)運動軌跡隨時間變化曲線

3.3 靜力學仿真分析

該康復(fù)機器人機構(gòu)設(shè)計中下肢零部件大腿和小腿這兩個零件模型在整個機構(gòu)中起著關(guān)鍵作用，它們既是承載構(gòu)件又是傳動構(gòu)件，尤其是桿件上的支座在承受靜應(yīng)力時候最容易發(fā)生失效，所以需要對兩個腿部桿件進行靜應(yīng)力分析。

3.3.1 大腿桿件模型靜力學分析

大腿桿件模型所受應(yīng)力的情況如圖7所示。

圖7 大腿桿件模型所受應(yīng)力分布圖

圖7中，箭頭表示大腿桿件所受集中力的方向，經(jīng)過有限元仿真后，從等效應(yīng)力云圖中可知是最大應(yīng)力產(chǎn)生位置在鉸鏈支座內(nèi)圓表面上，其應(yīng)力值大小為3.39 MPa，因大腿桿件選擇材料為1060H12型鋁合金，其許用應(yīng)力大小為[σ]=87 MPa，而實際應(yīng)力的最大值遠小于材料的許用應(yīng)力值。因此，大腿桿件模型強度符合要求。

3.3.2 小腿桿件模型靜力學分析

小腿桿件模型所受應(yīng)力的情況如圖8所示。

圖8 小腿桿件模型所受應(yīng)力分布圖

兩端鉸鏈支座構(gòu)成的旋轉(zhuǎn)副內(nèi)圓表面上出現(xiàn)最大的應(yīng)力值，最大應(yīng)力為0.74 MPa，同樣，小腿桿件制造時也采用型號為1060H12的鋁合金材料，此次靜力學分析所得的實際最大應(yīng)力遠小于該材料的許用應(yīng)力值，故該模型的設(shè)計強度合格。

4 結(jié)束語

根據(jù)下肢輕度癱瘓患者鍛煉肌肉的要求，本研究提出了一種結(jié)構(gòu)簡單的可穿戴式下肢康復(fù)機器人，將該機器人的運動與患者下肢的康復(fù)運動結(jié)合起來，建立了人機一體化模型，并對該機器人模型進行了仿真分析，得到了髖、膝、踝3個關(guān)節(jié)的運動軌跡以及大、小腿桿件的靜應(yīng)力分布。

仿真結(jié)果證明：該下肢康復(fù)機器人結(jié)構(gòu)設(shè)計有可行性，能夠?qū)颊叩捏y、膝、踝關(guān)節(jié)進行有效的康復(fù)訓練，達到鍛煉肌肉的目的。

[1] 胡 進,侯增廣,陳翼雄,等.下肢康復(fù)機器人及其交互控制方法[J].自動化學報,2014,40(11):2377-2390.

[2] 李緯華，孫洪穎.下肢康復(fù)機器人人機運動分析及仿真研究[J].機電工程技術(shù)，2016，45(8)：24-27.

[3] TAISUKE S, NOBUHIRO U, KANTA A, et al. Rehabilitation robots assisting in walking training for SCI patient[J].IFACProceedingsVolumes,2012,45(18):178-183.

[4] HADI K, SAHAR M, ALIREZA A. Towards an semg-based tele-operated robot for masticatory rehabilitation[J].ComputersinBiologyandMedicine,2016(75):243-256.

[5] MUSTAFA S A, ISMAIL H A. Fuzzy logic based adaptive admittance control of a redundantly actuated ankle rehabilitation robot[J].ControlEngineeringPractice,2017(59):44-54.

[6] MARCEL M, ONDREJ L. Design of active feedback for rehabilitation robot[J].AppliedMechanicsandMaterials,2014,3354(611):529-535.

[7] 史小華,王洪波,孫 利,等.外骨骼型下肢康復(fù)機器人結(jié)構(gòu)設(shè)計與動力學分析[J].機械工程學報,2014,50(3):41-48.

[8] 陳 勇，朱雪萍，李榮華，等.老年人外骨髓機器人斜坡行走的運動學分析[J].機械，2016(1)：36-39，48.

[9] 韓進虎，俞經(jīng)虎.食品檢測咀嚼機器人靈活性分析與運動仿真[J].輕工機械，2016，34(2)：20-24.

[10] TETSUYA M, HARUHISA K, TAKAAKI A, et al. Telerehabilitation for fingers and wrist using a hand rehabilitation support system and robot hand[J].IFACProceedingsVolumes,2009,42(16):603-608.

[11] SHENG Bo, ZHANG Yan-xin, MENG Wei, et al. Bilateral robots for upper-limb stroke rehabilitation: state of the art and future prospects[J].MedicalEngineeringandPhysics,2016,38(7):587-606.

[12] ZHU Ai-bin, HE Sheng-li, HE Da-yong, et al. Conceptual design of customized lower limb exoskeleton rehabilitation robot based on axiomatic design[J].ProcediaCIRP.,2016(53):219-224.

[13] CHU Yan, SHAO Yan, CHEN Liang. Analysis and design of a wearable robot for lower-limb rehabilitation training[J].AppliedMechanicsandMaterials,2012,1511(135):256-260.