王彥鳳,王瑞△,蔡玉強(qiáng),趙欣

(1.華北理工大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院，河北 唐山 063210；2.唐山市拓又達(dá)科技有限公司，河北 唐山063000)

1 引 言

目前，穿戴式外骨骼機(jī)器人作為最典型的共融機(jī)器人[1-2],被廣泛應(yīng)用在康復(fù)醫(yī)療領(lǐng)域。臨床研究表明，主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練效果優(yōu)于傳統(tǒng)的被動(dòng)訓(xùn)練。人體肌肉激活度作為主動(dòng)訓(xùn)練中常用的反饋信息，眾多學(xué)者對(duì)其測(cè)量方法做了研究。Go[3]、史小華[4]等通過(guò)提取患者下肢肌電信號(hào)在時(shí)域內(nèi)的特征量來(lái)測(cè)量下肢肌肉的肌肉力量；Mentiplay[5]等通過(guò)量化計(jì)算產(chǎn)生力的速率(RFD)，測(cè)量等長(zhǎng)收縮所需的時(shí)間來(lái)測(cè)定人體肌肉力量；張希安[6]等使用骨肌仿真技術(shù)，建立骨肌系統(tǒng)模型計(jì)算下肢肌肉扭矩；黎發(fā)根[7]等應(yīng)用手持?jǐn)?shù)字測(cè)力計(jì)測(cè)試臀大肌、臀中肌和內(nèi)收肌的最大等長(zhǎng)收縮肌力,并以自身體重為基準(zhǔn)進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化測(cè)量膝關(guān)節(jié)肌肉力量。盡管有大量研究測(cè)量肌肉力量的方法，但仍存在測(cè)量時(shí)設(shè)備穿戴時(shí)間長(zhǎng)、信號(hào)分析設(shè)備復(fù)雜、多信息融合分析繁瑣、精度受客觀環(huán)境影響和反饋滯后明顯等問(wèn)題。

本研究提出一種基于角度編碼器與外骨骼扭矩傳感器快速求解下肢肌肉扭矩的方法。采用整體法對(duì)人體-外骨骼系統(tǒng)模型建立拉格朗日動(dòng)力學(xué)方程，推導(dǎo)出求解肌肉扭矩的數(shù)學(xué)模型；利用MATLAB/Simulink快速完成動(dòng)力學(xué)仿真計(jì)算，準(zhǔn)確獲得各關(guān)節(jié)的肌肉扭矩；以TOYODA公司自主研發(fā)的自平衡外骨骼康復(fù)機(jī)器人為測(cè)試平臺(tái)，分別使用本研究方法與表面肌電信號(hào)測(cè)量獲取受試者的關(guān)節(jié)肌肉扭矩曲線，證明本研究方法的正確性。本研究方法僅使用外骨骼機(jī)器人自有的關(guān)節(jié)角度編碼器與扭矩傳感器，具有信號(hào)采集設(shè)備少、抗干擾能力強(qiáng)、易于分析處理的特點(diǎn)，可快速、準(zhǔn)確地測(cè)量使用者的肌肉力量。

2 建立人體-外骨骼系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)方程

對(duì)人體-外骨骼系統(tǒng)采用整體法求解系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)方程。為便于分析，僅考慮人體矢狀面的下肢情況，且將人體下肢視為剛體，每段由鉸鏈連接，桿件間無(wú)間隙、無(wú)摩擦。因踝關(guān)節(jié)通常為被動(dòng)自由度，因此將腳與小腿作為一個(gè)整體。外骨骼與人體下肢保持同步軌跡運(yùn)動(dòng)，兩者具有相同的運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)特性。

人體-外骨骼系統(tǒng)模型見(jiàn)圖1。該模型由下肢外骨骼與人體下肢組成，各有五個(gè)參數(shù)定義:關(guān)節(jié)長(zhǎng)度(L)、體段質(zhì)量(m)、質(zhì)心在連桿平行方向上的位置(a)、慣性矩(Iz)、關(guān)節(jié)角(θ)。

采用整體法建立人體-外骨骼系統(tǒng)模型的動(dòng)力學(xué)方程為:

(1)

圖1 人體下肢穿戴外骨骼模型示意圖

經(jīng)整理獲得人體肌肉扭矩的計(jì)算公式為:

(2)

式中HR指標(biāo)代表了人體-外骨骼系統(tǒng)的組合，即MHR=MH+MR,VHR=VH+VR,GHR=GH+GR。式(2)中均為向量矩陣，具體見(jiàn)式(3)-(19)。

(3)

MHR,11=JHR1+2L1XHR2cosθ2

(4)

MHR,12=MHR,21=JHR2+L1XHR2cosθ2

(5)

MHR,22=JHR2

(6)

(7)

(8)

(9)

(10)

GHR,1=g(XHR1sinθ1+XHR2sinθ12)

(11)

GHR,2=gXHR2

(12)

(13)

(14)

(15)

(16)

(17)

X1=m1a1+m2L1

(18)

X2=m2a2

(19)

式(14)、(15)使用Riener的雙指數(shù)方程[8]對(duì)P(θ)進(jìn)行計(jì)算。為了簡(jiǎn)潔起見(jiàn)，在式(16)-(19)中省略了角標(biāo)H、R和HR。

3 仿真模型建立與結(jié)果分析

3.1 肌肉扭矩測(cè)量實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)

3.1.1實(shí)驗(yàn)條件 使用TOYODA公司自主研發(fā)的自平衡外骨骼康復(fù)機(jī)器人為測(cè)試平臺(tái)，受試者為一名身高165 cm、體重60 kg的男性。依據(jù)成年人體生物力學(xué)參數(shù)(GB/T17245-2004)標(biāo)準(zhǔn)相關(guān)參數(shù)[9]，利用多元回歸方程計(jì)算人體體段慣性參數(shù)，根據(jù)受試者體長(zhǎng)調(diào)整TOYODA自平衡外骨骼康復(fù)機(jī)器人的下肢長(zhǎng)度，由三維軟件SolidWorks計(jì)算外骨骼的體段慣性參數(shù)，人體與外骨骼基本參數(shù)見(jiàn)表1。

表1 人體與外骨骼基本參數(shù)

3.1.2肌肉扭矩測(cè)量實(shí)驗(yàn)過(guò)程 被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練時(shí)患者基本不發(fā)力，故只針對(duì)主動(dòng)訓(xùn)練進(jìn)行試驗(yàn)。受試者穿戴好外骨骼康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人，且右腿臀大肌、股內(nèi)側(cè)肌、股直肌、半腱肌、腓腸肌上均貼有測(cè)量電極片，預(yù)先通過(guò)等距收縮實(shí)驗(yàn)建立表面肌電信號(hào)(EMG)數(shù)據(jù)和關(guān)節(jié)扭矩之間的關(guān)系。為了驗(yàn)證本研究方法的正確性，具體實(shí)驗(yàn)過(guò)程如下:

模擬患者肌肉有力量但是無(wú)法獨(dú)立完成行走，當(dāng)人產(chǎn)生輕微的邁步動(dòng)作時(shí)就會(huì)被外骨骼康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人的傳感系統(tǒng)捕捉到，控制系統(tǒng)開(kāi)始逐步地增加外骨骼的驅(qū)動(dòng)扭矩，直至人體-外骨骼系統(tǒng)整體關(guān)節(jié)速度達(dá)到預(yù)先設(shè)定的健康人步態(tài)速度。受試者每次進(jìn)行10個(gè)步幅循環(huán)，測(cè)量三次，每次間隔20 min, 每次使用前需要重新標(biāo)定測(cè)量位置[10]。角度編碼器與外骨骼扭矩傳感器的測(cè)量數(shù)據(jù)實(shí)時(shí)傳輸至上位機(jī)，由MATLAB進(jìn)行計(jì)算肌肉扭矩。表面肌電信號(hào)測(cè)量設(shè)備將電極采集的原始肌電圖信號(hào)經(jīng)Bagnoli 8通道系統(tǒng)放大至增益1 000，然后進(jìn)行帶通濾波，所有信號(hào)的采樣速率均為1 000 Hz。

3.2 建立Simulink仿真實(shí)驗(yàn)平臺(tái)

Simulink是動(dòng)力學(xué)系統(tǒng)建模和仿真領(lǐng)域中應(yīng)用最為廣泛的軟件之一，采用模塊組合方式來(lái)建模，從而快速、準(zhǔn)確地創(chuàng)建動(dòng)力學(xué)系統(tǒng)的計(jì)算機(jī)仿真模型[11]。Simulink仿真計(jì)算平臺(tái)見(jiàn)圖2、圖3。

3.3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

將外骨骼角度編碼器和扭矩傳感器獲得的數(shù)據(jù)以數(shù)值矩陣格式導(dǎo)入MATLAB工作空間。取仿真時(shí)間為3 s、固定步長(zhǎng)0.0001，simulink仿真結(jié)果見(jiàn)圖4。表面肌電信號(hào)測(cè)得的模擬量，經(jīng)過(guò)等距肌肉收縮實(shí)驗(yàn)換算轉(zhuǎn)換后的肌肉扭矩見(jiàn)圖5。

圖2人體肌肉扭矩仿真計(jì)算平臺(tái)

Fig.2Human muscle torque simulation computing platform

圖3人體肌肉扭矩仿真計(jì)算平臺(tái)子系統(tǒng)

(a).慣性張量陣子系統(tǒng);(b).向心力和科氏扭矩陣子系統(tǒng);(c).重扭矩陣子系統(tǒng);(d).人體肢體的被動(dòng)彈性扭矩子系統(tǒng)

Fig.3Human muscle torque simulation computing platform subsystem

圖4 MATLAB/simulink計(jì)算肌肉扭矩

圖5 表面肌電信號(hào)測(cè)量肌肉扭矩

圖6 本研究與表面肌電信號(hào)兩種方法的均方根誤差

髖關(guān)節(jié)肌肉扭矩的RMSE最大值為2.3 N·m，膝關(guān)節(jié)肌肉扭矩的RMSE最大值為2.8 N·m。最大誤差比為5.6%，證明了本研究方法與傳統(tǒng)的表面肌電信號(hào)相比，具有相同的準(zhǔn)確性，可以代替表面肌電信號(hào)測(cè)量人體肌肉扭矩。

本研究方法只需穿戴好帶有角度編碼器與扭矩傳感器的外骨骼康復(fù)機(jī)器人，三至五個(gè)步態(tài)周期便可測(cè)量出穿戴者的下肢肌肉力量。與傳統(tǒng)的表面肌電信號(hào)相比，無(wú)需粘貼電極片，避免了復(fù)雜的電信號(hào)分析與處理，不受患者皮膚情況的影響[12]。在同等測(cè)量精度下，可節(jié)省85%的測(cè)量時(shí)間，因此本研究方法具有快速性與準(zhǔn)確性。

4 結(jié)論

本研究提出了一種利用外骨骼機(jī)器人自帶的角度編碼器與扭矩傳感器，快速計(jì)算下肢肌肉扭矩的方法。用整體法建立系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)方程，搭建MATLAB/Simulink仿真計(jì)算平臺(tái)，快速、準(zhǔn)確地獲得了使用者的人體下肢肌肉扭矩。與傳統(tǒng)方法獲取的肌肉扭矩曲線進(jìn)行對(duì)比，證明了利用外骨骼機(jī)器人自身角度編碼器與扭矩傳感器，結(jié)合整體法建立的動(dòng)力學(xué)方程求解人體肌肉扭矩方法的可行性。計(jì)算獲得了患者的肌肉力量，可作為關(guān)節(jié)空間軌跡控制器的反饋信號(hào)，用于外骨骼的共享控制和自適應(yīng)控制。

本研究選取了一名受試者進(jìn)行驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果初步證明了方法的可行性。但由于受試者過(guò)少，且其身高低于中國(guó)成年男性平均身高167.1 cm，使結(jié)果缺乏更普遍的適用性。在今后的研究中，應(yīng)選取不少于20人且具有普遍代表意義的受試者進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，以獲取更為準(zhǔn)確且有代表性的實(shí)驗(yàn)結(jié)果。