1. 引言
脑卒中，又称为“中风”，是由急性脑血管疾病引起的大脑神经功能障碍，具有高发病率、高致残率和高死亡率的特点[1]。研究表明，约85%的脑卒中患者会出现偏瘫症状，这一比例在老年人群中尤为突出[2]。偏瘫发生后，患者会出现单关节运动伴随多关节随动、协调控制失常导致无法准确控制肢体运动或执行细致的动作。此外，患者无法完成正常的反射运动，反而可能出现错误的反射行为，并且平衡能力亦会受到影响，导致动作显得生硬和别扭[3] [4]。这些运动功能的损害极大地影响了偏瘫患者的日常生活质量。上肢作为人体中最灵活且使用最频繁的部位，其功能很大程度上依赖于肩部的健康状态。鉴于肩部的生理结构复杂且康复困难，对其进行专门的康复训练显得尤为重要。
康复外骨骼作为一种高技术医疗器械，旨在恢复神经代偿功能，为患者提供个性化、机械化、互动性强的康复训练。此外，它能够对患者的训练数据进行量化和评价，从而更科学地制定个性化康复训练计划，确保患者的运动功能得到有效恢复。不仅极大缓解了康复医师不足的情况，还调动了患者的参与积极性，提高了患者的康复效果[5]。
2. 肩部康复外骨骼结构设计
医疗康复外骨骼与工业协作机器人的主要区别在于，康复外骨骼需要与人体直接接触并协同工作。因此，在设计上肢康复外骨骼的机械结构时，必须确保其与患者身体的紧密配合，特别强调运动的安全性、相容性及跟随性。
2.1. 肩关节运动机理分析
人体上肢结构包括肩关节、上臂、肘关节、前臂、腕关节及手部，由骨骼、韧带、肌肉、肌腱以及皮肤等组成，形成一个复杂的生物机械系统[6]。上肢关节运动的独特之处在于其多关节协作特性：运动可由任一关节发起，同时影响其他关节的运动轴线。此外，大多数上肢关节的运动范围主要集中于人体的前部，某些关节的活动可能会相互制约，从而限制运动范围[7]。
2.2. 盂肱关节中心位移原因
当肱骨做抬升运动时，肩胛骨绕肩锁关节转动同时在胸骨表面滑动，锁骨绕胸锁关节转动，锁骨和肩胛骨的运动都会导致盂肱关节位置变化。三块骨骼的协调运动可以扩大肱骨的运动范围，但也会使CGH在运动过程发生位移，从而导致外骨骼的旋转中心与CGH无法对齐。这是因为忽略了运动过程人体的关节运动旋转中心会发生改变，人机旋转中心无法对齐而产生的动态不相容。而因人机旋转中心无法对齐而产生的动态不相容问题，则需要根据人体肩部的运动规律，设计自对准机构使人–机旋转中心对齐。
2.3. 自对准机构设计
自对准机构由被动转动副R1、R2、R3和连杆L2、L3组成，自对准机构末端与CGH对应。结合肩部康复机构的结构，并考虑到实际可穿戴性，自对准机构在外骨骼中的实际结构如图1(b)所示。图1(b)中肩部康复机构的旋转中心(R4、R5、R6关节轴线的交点)位置和图1(a)中的自对准机构末端相对应。所以自对准机构末端运动空间与外骨骼肩部康复机构旋转中心的运动空间是相对应的。
(a) 自对准机构构型 (b) 自对准机构实际结构图
Figure 1. Self-aligning mechanism diagram
图1. 自对准机构简图
在康复训练时，自对准机构固定在独立的基座上，人体躯干相对于基座保持静止，调节人体姿态，使CSC和自对准机构R1、R2转动副的旋转轴交点C在矢状轴方向上对齐，CSC到C的距离l1等于连杆L3的长度。当外骨骼肩部康复机构带动上臂运动时，会引起肩带运动，自对准机构关节R1实现对关节Ra的转动顺应，适应因肩部上抬/下压造成的CGH位移；外骨骼关节R2实现对关节Rb的转动顺应，适应因肩部前伸/后退造成的CGH位移；通过外骨骼关节R3转动适应L的长度变化。通过R1、R2、R3三个转动副的配合完成对CGH空间运动位移的顺应补偿。
2.4. 外骨骼结构设计
因为盂肱关节为球铰关节，且包裹在身体内部，在身体外部用三个转动关节去代替球铰关节实现手臂的运动在生理学上是被广泛认可的。外骨骼肩部康复机构由三个旋转轴线交于一点的转动关节组成，依靠这三个转动关节可使大臂完成肩关节运动。转动关节R6带动手臂内旋/外旋，R5带动手臂前伸/后摆，R4则使手臂在与矢状面呈不同的夹角平面内通R5进行抬升，例如当R4顺时针旋转90˚后，转动R5手臂刚好在冠状面内活动。
由于R6环形转动关节的独特结构，其无法直接通过电机驱动。因此，本设计采用了线传动方式，通过钢丝绳缠绕在线轮上，并将其连接至环形关节的两端以驱动关节。如图2所示，环形转动关节的上下部各有一个环形导槽，导槽内各装配有导轮两个。当关节电机启动，驱动线轮转动时，环形转动关节便围绕其自身中心进行旋转，从而使手臂能够进行内旋或外旋的动作。这种设计旨在通过机械传动的方式精确控制关节的旋转，实现手臂复杂的运动需求。
Figure 2. Circular rotating joint
图2. 环形转动关节
3. 外骨骼实验平台搭建
由于外骨骼仍处于试验阶段，故选用最高转速10,000 rpm、最大转矩36 Nm的WS-C50L40单膜片联轴器，来实现主/被动关节的自对准切换。外骨骼环形转动关节为树脂材料，其他非标准零件均为铝合金材料。所以零件加工完成后，对外骨骼进行组装，外骨骼样机实物如图3所示。
Figure 3. Exoskeleton experimental prototype
图3. 外骨骼实验样机
关节电机安装在各转动关节上，其驱动部件直接连接至电机转子上，不仅简化了整体结构，也减小了系统所占空间。肩部康复外骨骼通过上位机配合控制器对关节电机进行控制。选用INNFOS关节电机配套的ECB-HUB中端控制器，其与关节电机和上位机的连接如图4所示。ECB-HUB通过以太网与上位机连接，同时，电机通过装有8路引脚的执行线缆与ECB-HUB的串口相接，线缆负责向电机供电及传输信号。在连接电机至ECB-HUB时，虽然可以选串联或并联方式，但为了内部布线的简洁性采用串联方式。
Figure 4. Motor control circuit connection diagram
图4. 电机控制线路连接图
4. 肩部康复外骨骼实验测试
4.1. 外骨骼基本性能测试
为了验证肩部康复外骨骼实际运动性能及各个关节能否达到预期的运动范围，在样机上进行工作空间基本性能实验。通过驱动关节电机并对上位机上的位置角度进行换算得到外骨骼在冠状面、矢状面、水平面3个基准面内的极限活动区间。首先，进行肩关节冠状面运动范围测量，对外骨骼进行复位操作，复位完成后调节电机转动角度使肩关节在冠状面内达到极限位置，通过上位机上的位置角度换算可得肩关节在冠状面的可达运动范围为0˚~135˚，实验现场图如图5所示。
(a) 初始位置 (b) 极限位置
Figure 5. Coronal plane position map
图5. 冠状面位置图
对外骨骼进行复位操作，确保其处于标准其实位置，接着进行肩关节在水平面上的运动范围测量。将外骨骼运动到水平面的极限位置，通过换算上位机上位置角度信息得到肩关节在水平面的运动可达范围为0˚~135˚，测量现场如图6所示。
(a) 初始位置 (b) 极限位置
Figure 6. Horizontal plane position map
图6. 水平面位置图
再次对外骨骼进行复位操作，接着进行肩关节矢状面的运动范围检测。将外骨骼运动到矢状面的极限位置，换算上位机上位置角度得到肩关节在矢状面的运动可达范围为0˚~140˚，测量现场如图7所示。
(a) 初始位置 (b) 极限位置
Figure 7. Sagittal plane position map
图7. 矢状面位置图
根据实际测量结果及测试图可知，外骨骼的工作运动范围能够为患者提供广阔的康复活动空间，满足人体上肢在日常生活中的大部分需求。
4.2. 外骨骼穿戴轨迹对比
为了验证外骨骼在实际康复运动中的顺应性，进行了外骨骼穿戴轨迹对比实验。该实验旨在通过精确测量和分析不同受试者下的运动轨迹，客观评估外骨骼对患者肢体运动的支持和适应能力。
实验选择了在矢状面内，从初始位置至前伸135˚的肩部运动为例，细分为以下三组轨迹进行对比分析：
轨迹1 (自主运动轨迹)：将磁定位传感器粘附与受试者上臂，获取受试者在进行手臂自主前伸运动时的轨迹(图8(a))。
轨迹2 (外骨骼辅助运动轨迹)：将外骨骼穿戴与受试者上臂，并在自对准机构正常工作时，获取外骨骼带动受试者上臂做前伸运动时的轨迹(图8(b))。
轨迹3 (无顺应状态外骨骼运动轨迹)：通过在外骨骼与上臂绑缚处安装磁定位传感器，获取外骨骼在自对准机构锁死情况下前伸运动时的轨迹(图8(c))。
(a) 受试者自主前伸 (b) 外骨骼带动受试者前伸
(c) 外骨骼无顺应前伸
Figure 8. Upper arm forward trajectory tracking experimental diagram
图8. 上臂前伸轨迹跟踪实验图
选取3名受试者完成实验所需动作。实验过程中，分别对3名受试者测量1次轨迹1和3次轨迹2，并和外骨骼空载运行的轨迹3进行对比分析，实验结果如图9所示。
(a) 受试者A (b) 受试者B
(c) 受试者C
Figure 9. Trajectory comparison chart
图9. 轨迹对比图
通过对比分析，我们观察到轨迹1、2、3之间的显著差异。轨迹3代表了在外骨骼无顺应性的条件下的运动轨迹，呈现为一段固定的圆弧形状。这一轨迹无法与三名受试者自主运动时的轨迹1保持一致性。尽管受试者间存在个体生理差异，但当外骨骼带动大臂进行正常运动时(轨迹2)，其运动轨迹与受试者自主运动的轨迹(轨迹1)在变化上保持了高度的一致性，误差极小。这一观察结果不仅凸显了所设计外骨骼的自对准机构的有效性，同时也验证了其在实际应用中的可靠性。
特别地，随着外骨骼前伸角度的逐渐增加，我们注意到三名受试者的自主运动轨迹(轨迹1)与无顺应性外骨骼的运动轨迹(轨迹3)之间的偏离逐渐增大，最终在终止位置时，误差分别扩大至4、6、7 cm。可以看出，缺乏自对准机构的外骨骼在带动患者上臂运动时的轨迹与人体上臂的实际运动情况存在明显差异。随着上臂抬升角度的增加，以及肩关节中心(CGH)位移的增大，这种不匹配的情况将进一步加剧，这不仅可能导致患者感到不适，还可能对康复效果产生负面影响。
然而，研究展示了外骨骼样机能够有效地适应CGH位移引起的人体上臂运动轨迹的变化，并且能够顺应患者个体间的生理差异，从而保证了受试者自主运动轨迹与外骨骼驱动下上臂的运动轨迹之间的高度一致性，验证了外骨骼样机顺应人体运动轨迹变化的能力。
4.3. 外骨骼轨迹跟踪实验
为了验证肩部康复外骨骼机器人的轨迹跟踪精度，本节针对外骨骼空载条件进行了轨迹跟踪实验，运动轨迹分别设定为水平面圆周轨迹和矢状面直线轨迹运动。具体的实验参数为圆心(x, y) = (0.18 m, 0.2 m)，半径r = 0.05 m，运动时间为10 s；初始位置为(x, y) = (0.18 m, 0.2 m)的直线，运动时间为10 s。主要的实验器材包括六自由度肩部康复外骨骼实验样机、急停开关+电源、插好终端电阻的ECB+HUB、控制程序、笔记本电脑，圆周轨迹实验现场如图10所示。
(a) (b) (c) (d)
(e) (f) (g) (h)
Figure 10. Circular trajectory tracking experimental diagram
图10. 圆周轨迹跟踪实验图
在进行轨迹跟踪实验期间，通过实时读取上位机上各关节对应的位置角度信息，进而与仿真过程中的理论角度进行对比，验证实际控制过程中上位机对应的数据输出情况。运动关节的理论角度和实际运动过程中上位机软件对应角度对比如图11所示，图12为将关节角度转换为末端执行器的运动轨迹的对比图。
(a) R2关节角度 (b) R4关节角度
Figure 11. Comparison of joint angles in circular trajectory motion
图11. 圆周轨迹运动关节角度对比
Figure 12. Terminal trajectory comparison
图12. 末端轨迹对比
矢状面直线轨迹实验现场如图13所示，图14为R2和R4关节的仿真理论角度和上位机输出测量角度对比图，将轨迹运动的关节角度转换为末端执行器的对比如图15所示。
通过图11，图12的实验数据可知，在圆周轨迹运动实验中关节R2的最大误差角度为0.4˚，关节R4最大误差角度为0.3˚，末端轨迹X方向最大位置误差为2.1 mm，Y方向的最大误差为2.3 mm；由图14，图15可知，在直线轨迹运动实验中R2关节最大误差角度为0.3˚，R5关节最大误差角度为0.2˚，末端轨迹Y方向最大位置误差为2.5 mm，Z方向最大误差为2.1 mm。这一结果说明，无论是在圆周轨迹还是直线轨迹中，理论的仿真数据与实际上位机输出给执行器的数据基本吻合，具有较高的控制精度。
(a) (b) (c) (d)
(e) (f) (g) (h)
Figure 13. Straight line trajectory experimental diagram
图13. 直线轨迹实验图
(a) R2关节角度 (b) R4关节角度
Figure 14. Comparison of linear trajectory joint motion angles
图14. 直线轨迹关节运动角度对比
Figure 15. Terminal trajectory comparison
图15. 末端轨迹对比
5. 结论
本文研发了一款柔顺肩部康复外骨骼，通过顺应肩部康复过程中CGH的位移，实现良好的人机相容性，并对实验样机进行了性能测试。通过各关节的实际运动范围进行了外骨骼的基本性能测试，分别对外骨骼的穿戴轨迹进行了对比与跟踪实验。通过实验数据可以看出，外骨骼能够满足日常生活绝大多数的运动范围，且所设计的外骨骼自能很好的顺应人体上肢的运动，并与上肢自主运动轨迹保持一致。外骨骼的轨迹跟踪实验也验证了其具有良好的轨迹跟踪性能。