基于坐位調膝法的仿生推拿裝置研究

馬邦峰 ， 王殊軼， 鐘云生， 龔 利， 邢 華

(1 上海理工大學 健康科學與工程學院， 上海 200093； 2 上海中醫藥大學附屬岳陽中西結合醫院 推拿科， 上海 200437)

0 引 言

隨著科技飛速發展，中國老齡化嚴重程度加劇，膝關節骨性關節炎(knee osteoarthritis，KOA)的患病率約為18%[1]。膝關節骨性關節炎發病的原因較多，臨床癥狀主要表現為膝關節疼痛酸脹、關節彎曲有異響，關節腔內有輕微骨贅，關節間隙變窄導致的軟骨磨損等[2]，極大地影響了患者的正常生活。坐位調膝法[3]是由上海中醫藥大學附屬岳陽中西結合醫院推拿科發明，治療膝關節骨性關節炎的中醫推拿手法。治療時患者坐姿采用解剖中立位，雙腿踩地面，醫生兩手拇指向上抵住患膝的髕骨下緣，其余四指環握小腿以固定。醫生發出口令，讓患者由坐姿開始站立，待患者完全站直后再屈膝坐下。操作過程中，兩手拇指和四指相對用力，限制關節間隙的變窄程度。目前，由于中醫推拿醫師數量較少，高強度工作會對醫生的手指造成不可逆轉的損傷，給醫師身體健康帶來隱患。

基于上述問題，國內外研究人員對此展開了相關研究，并取得了一定的研究成果。如：楊曉京[4]等人發現，體弱人按摩力大約在20 N、一般人需要的按摩力為27 N，體型偏大的人需要的按摩力在35 N左右，并且基于象鼻類生物結構的啟發，提出了一種可滿足按摩輸出力的軟體驅動器。Yasumoto[5]開發了一款模仿治療師按摩/指壓治療的具有多軸手臂機器人，可以響應人體姿態的變化。Chen等人[6]提出了一種將姿態跟蹤算法與比例骨骼測量相結合的新方法，該方法能夠充分貼合人體骨骼，為按摩機器人穴位識別提供新思路，提高其準確率和效率。

盡管關于國內外的推拿機械設備的研究很多，但是針對膝關節骨性關節炎的設備卻很少。因此在上述研究基礎上，并結合坐位調膝法的手法特性，利用手法數據測試平臺，測量出醫生在推拿時的生物力學參數，并根據參數設計出仿生推拿裝置。

1 仿生按摩裝置設計

1.1 推拿手法原理

骨性關節炎的病因主要是膝蓋關節腔間隙變窄。在坐位調膝法的治療過程中，醫生首先讓患者采取解剖中立位，雙腿踩地面。當醫生發出口令后，患者由坐姿開始站立，待患者完全站直后，再屈膝坐下。在患者站立的過程中，膝蓋關節腔會逐漸減小，醫生按壓內外膝眼使膝蓋關節腔間隙減小，減少軟骨磨損。當患者膝蓋彎曲角度增大時，關節腔逐漸減小，給予醫生大拇指的反作用力越大，醫生大拇指施加的壓力就會越大。通過壓力傳感器和角度傳感器，分別采集醫生推拿時拇指壓力及患者膝關節彎曲角度相關數據并進行分析。

1.2 數據采集設備

本文傳感器設備的核心組件采用蘇州長顯科技有限公司研發的CX1006傳感器，這是一種電阻薄膜壓力傳感器，傳感器量程300 N，最大誤差為量程的5%。此外，實驗中還需要薄膜長條狀的膝蓋彎曲角度傳感器。角度傳感器與壓力傳感器的原理基本相同，均是通過壓力和電阻之間的變化關系來實現的。在使用時，壓力傳感器粘貼于指套上，將指套戴于醫生拇指上。角度傳感器數據連接端位于髕骨上方8 cm處，用魔術貼纏繞一圈固定。在髕骨下方15 cm處也用魔術貼固定一個金屬扣，將角度傳感器的另一端穿過金屬扣自然垂下。保證病人在站立的時候，膝蓋對角度傳感器沒有持續的壓力作用，減小了實驗誤差，測試的角度是小腿反向延長線與大腿的夾角。

1.3 結構設計

仿生推拿裝置整體結構如圖1、圖2所示。

圖1 推拿機器人整體結構

圖2 仿生手臂結構

由圖中可見，推拿機器人由1-底座、2-L型腿部支架導軌、3-L型腿部支架、4-升降絲桿、5-關節旋轉電機、6-按摩推桿、7-單軸壓力傳感器、8-按摩頭組成。為滿足患者不同身材的需求，在底座上設計了可移動L型固定支架，可調節患者膝眼與按摩頭之間的距離，方便機器運作。該裝置自由度包括：仿生手臂沿Z軸上下平移自由度、關節旋轉電機繞X軸旋轉自由度、仿生手臂沿Y軸平移自由度、腿部L型支架沿X軸平移自由度。

(1)仿生手臂沿Z軸平移自由度。仿生手臂結構通過安裝套固定在升降絲桿的螺母座上。手臂上下平移是通過升降絲桿來實現，以適應不同膝高的需求。

(2)關節旋轉電機繞X軸旋轉自由度。關節電機的旋轉，是模擬醫生推拿時拇指繞X軸方向旋轉角度變化，關節電機的旋轉帶動按摩推桿旋轉一定角度。

(3)仿生手臂沿Y軸平移自由度。按摩推桿的電機帶動按摩頭向前推，實現手臂在Y軸方向的平移。為適應不同患者膝眼寬度，可通過同時調節推桿的初始位置，使兩個按摩頭的距離產生相應變化。推桿前推時，按摩頭之間的距離逐漸減小；推桿回推時，按摩頭之間距離逐漸增大。

(4)腿部L型支架沿X軸平移自由度。腿部L型支架沿X軸的平移由手動調節，其目的是適應不同身材患者的小腿寬度。同時與手臂前后自由度配合，控制實現按摩頭對膝眼的精準定位。

在按摩頭和推桿之間裝有單軸壓力傳感器，作為該裝置的安全裝置，當按摩頭的推力達到最大值，單軸壓力傳感器會反饋給推桿的步進電機。使步進電機停轉或者反轉。另外在按摩頭上安裝有硅膠頭，使機械手和患者膝蓋之間是軟接觸，保證了患者的舒適度和安全性。

2 驅動控制設計

2.1 硬件配置

中醫推拿機器人驅動控制系統主要由人機交互串口屏、STM32單片機、壓力傳感器、步進電機推桿、Maxon無刷直流盤式電機以及角度傳感器模塊組成(如圖3所示)。角度傳感器作為前置輸入模塊，主要負責測量膝蓋彎曲角度搭配指尖壓力傳感器，模擬醫生不同角度、不同按壓力度手法，同時也作為后期中醫推拿機器人實際推拿時標定的參考，以達到更接近醫生手法的推拿設備。串口屏作為人機交互的主要方式，將各模塊的控制指令及數據顯示在其上面，方便醫生實時檢測推拿機器人的運動狀態，從而更好地對患者進行治療。此外，串口屏上還裝有緊急制動按鈕，以保證患者絕對安全。步進電機控制模塊不僅要接受STM32CPU的控制指令，并結合壓力傳感器實時檢測到的壓力值，以脈沖驅動的方式使推桿推至相應的位置。壓力傳感器通過RS485-Modbus協議進行通訊，通過STM32CPU發送讀取實時壓力值指令，返回的數據經過串口讀取，再通過STM32處理，將實時檢測的壓力值顯示在串口屏上。Maxon無刷直流盤式電機模塊配備霍爾傳感器、數字增量編碼器，從而可以檢測轉子的位置，以實現精準的控制。該模塊與步進電機推桿結合控制推桿電機推桿的角度，來貼合醫生不同角度坐位調膝法治療，從而達到更好的治療效果。

圖3 推拿機器人驅動控制系統框圖

2.2 按摩壓力輸出控制

在文獻[7]等論文中曾提出，仿生推拿裝置的控制是基于時間。但是在進一步的研究中發現，病人的患病程度在影像學上分為5級：0級無改變、1級輕微骨贅、2級明顯骨贅、3級關節間隙中度變窄，4級關節間隙明顯變窄軟骨下骨硬化。隨著病人患病嚴重程度增加，治療的時間也會有所增加。所以在控制力輸出時，本文選擇基于患者膝關節角度變化控制力的輸出。為了更好的研發推拿裝置，需要更直觀體現出醫生的手法機理。所以，將10組散點圖放入同一坐標系中，并通過SPSS數據處理軟件進行曲線估計。根據點的分布情況分別選用二次型和三次型進行曲線估計，得到的曲線如圖4所示。以患者在接受治療時膝蓋彎曲角度為自變量，醫生拇指垂直壓力為因變量。在治療過程中，患者是先站立后坐下，膝蓋運動是一個往復壓力的變化。人為規定患者在站立過程中膝蓋角度變化為“-”，在坐的過程中角度變化為“+”。由圖可以看出，兩種擬合模型的最大值相對接近。基于患者膝關節角度變化力的輸出方程為

y=-0.004 13x2-0.042 78x+45.063 77

圖4 按摩壓力輸出曲線圖

根據圖4不難看出，部分患者膝蓋彎曲的最大值已超過90°。除了角度傳感器自身的誤差以外，其重要的原因是測量時患者座椅高度的控制。當座椅高度固定時，若患者的小腿較長，則膝蓋彎曲的初始角度就偏大，反之膝蓋彎曲初始角度偏小。

3 仿真結果分析

因裝置造價昂貴、實驗周期長，為保證后續裝置加工的有序進行，采用工業設計軟件Solidworks2021中的Motion運動仿真模塊，對仿生推拿裝置進行運動仿真分析，研究其是否符合設計要求。

(1)仿生手臂沿Z軸上下平移仿真結果。如圖5所示，0～10 s為升降柱下降階段，10～20 s為升降柱的上升階段，機械臂的上下平移范圍為145 mm。根據GB-10000-88國家人體尺寸表，人在端正坐立時小腿長度為331～463 mm，最大差為132 mm。因此，手臂上下平移自由度符合人體設計要求。

圖5 仿生手臂高度調節仿真結果

(2)關節電機繞X軸旋轉角度范圍仿真結果。如圖6所示，0～10 s為按摩推桿沿Y軸逆時針旋轉，10～20 s為按摩推桿沿Y軸順時針旋轉，角度變化在10 s處達到最大，機械臂旋轉角度范圍為0～28°。患者由坐到站立的過程中，關節旋轉電機的旋轉角度隨著患者膝關節角度的增加而增大，同時推桿電機驅使推桿沿Y軸位移，使按摩頭對膝眼產生力的作用。0～10 s為按摩推桿前推位移，10～20 s為按摩推桿回歸原處位移，位移范圍為0～15 mm。

圖6 關節電機角度旋轉仿真結果

(3)腿部L型支架沿X軸平移范圍。如圖7所示，支架前后位移范圍為0～200 mm。0～10 s內L型支架沿X軸負方向勻速位移200 mm，10～20 s為L型支架沿X軸正方向勻速位移200 mm，回到初始位置。

圖7 腿部L型支架前后調節仿真結果

(4)最大垂直壓力。數據共采集10組數據，選擇10組數據的最大值作為仿生裝置的輸出力。為保證數據的有效性，需對10組數據進行粗大誤差[8]分析，剔除誤差數據。

本次實驗對醫生拇指的最大壓力進行了10次重復測量，具體數據見表1，最大壓力的折線如圖8所示。

表1 醫生大拇指最大壓力表

從圖8的折線變化可以看出，最大壓力變化劇烈，對應的極差較大(ω=φmax-φmin)，已經超過了傳感器的最大量程誤差。

在對測量的10組力度數據進行可行性評判時，需要保證10組數據沒有粗大誤差。從圖中可以看出，曲線變化較大，有必要采取誤差理論相關知識對力度進行處理與分析，利用3σ原則[9]對力度測量進行數據處理。

圖8 最大壓力折線圖

(1)

其中，γi表示第i組的最大壓力值。

當最大壓力均值計算出后，需計算最大壓力值的殘余誤差(見表2)。基于殘差進一步可得標準差σ，如式(2)所示：

4.509

(2)

其中，vi為第i組數據的殘差值。

表2 最大壓力值殘余誤差

從表2中可知，第三組數據殘余誤差最大。根據3σ準則，第三測得值得殘余誤差，如式(3)所示：

|v3|=7.181<3×4.509=13.527

(3)

由此可見，10組最大壓力測量的殘余誤差均滿足3σ準則。因此，根據3σ準則可以判定最大壓力值不含有粗大誤差，10組數據均有效。

醫生在進行推拿時拇指最大壓力為62 N,仿真最大輸出為70 N，滿足設計要求。如圖9所示，輸出波形和醫生推拿時力的波形變化較為一致。

圖9 仿真輸出力與推拿力對比結果

4 結束語

本實驗采用傳感器系統，獲取了醫生在實施坐位調膝法時的生物力學參數，并根據參數設計出了相應的仿生推拿裝置。利用Solidworks三維軟件中的Motion運動分析模塊對仿生推拿裝置進行了可用性測試，驗證了裝置的可用性較高和廣大的應用前景。在醫生治療階段極大減輕了醫生的勞動負荷，增加了患者的就診機會。在裝置中相比前人研究，增加了角度傳感器，使推桿力的輸出隨著患者膝蓋角度變化而變化，能更準確復現醫生的推拿手法。但目前裝置的局限性較大，不夠便攜，擬人化程度不高，雖然可以很好的復現醫生手法，但裝置治療方式單一，輸出力未能滿足5種KOA等級患者。在接下來的研究中，繼續改進仿生推拿裝置算法，進一步完善仿生推拿裝置。