基于外骨骼原理的可穿戴式上肢康复机器人设计与研究

基于外骨骼原理的可穿戴式上肢康复机器人设计与研究

1需求分析及设计臂是日常生活中最容易受伤的四肢。在治疗过程中，通常使用一定的物理疗法来维持药物治疗。传统的人工物理疗法强调教师疲劳、熟练、熟练的技能。康复训练机器人的目标是将智能控制与人体运动相结合，而不是人工康复训练。它能够承受的工作量大、性能稳定。在康复机器人的帮助下，它可以实现提高神经功能和修复患者的运动能力。在康复治疗的早期阶段，不能独立进行康复训练的患者应该注意被动康复训练的双重情况。被动康复训练运动让患者快乐，持续康复训练运动支持康复训练运动，阻止康复训练运动。在康复治疗的早期阶段，不能独立进行康复训练运动的患者尤为重要。持续被动康复训练运动允许患者通过温和、持续的运动，加速关节软骨、周围韧带和肌腱的愈合和再生，维持关节活动范围，控制康复训练运动的角度、速度和持续时间。因此，本研究强调了持续被动康复训练的方法。根据机器人对患肢的固定、牵引等方式的不同,现有康复机器人可分为末端执行器式和外骨骼式两种.末端执行式机器人通过末端牵引患肢,如英国利兹大学研制的iPAM机器人.该类康复机器人通常含有较多冗余自由度以保证患肢在整个空间的运动,因此其结构比较复杂.而且在训练过程中,不能确定地获得患肢各关节位姿,此外,也无法精确地将牵引力施加到患肢各关节.外骨骼式康复机器人则基于仿生原理进行设计,结合人体工程学,能舒适穿戴于患肢.患肢的每个自由度在机器人上都对应一个单独驱动装置,因此,可以确保其运动与人体自由度运动同轴.为了实现更自然有效的上肢康复训练,目前的一个研究热点是尝试研发外骨骼式康复机器人及其控制系统.目前,外骨骼式上肢康复机器人传动方式有:带传动、电机直接驱动、齿轮传动和气动肌肉驱动.文采用的是带传动,各自由度的驱动电机通过带传动实现关节的运动.带传动可以降低机器人手臂自重,但是传动带的柔性会影响到传动精度;文中采用电机直驱方式,该方式要求电机的输出扭矩高,从而使电机的体积和重量增加,机器人显得笨重;文采用齿轮传动,交错斜齿轮或锥齿轮可使电机安放方向任意变动,减少机构之间的相互干涉,但如果传动比过大,则两齿轮会因尺寸相差太大而不便安装,传动比过小则与直驱方式无异;文中采用气动肌肉,但气体的可压缩性会影响实现非常精确的传动.现有康复机器人的控制方式一般有肌电信号传感器(EMG)、力传感器和上位机控制3种.EMG和力传感器能够实时检测患肢的任一自由度上是否有主动力,并通过反馈为相应自由度提供助力,帮助患肢实现康复运动.这两种方法更适用于后期的主动康复和助力康复运动.在上位机控制的方式中,患者可以根据自身情况设定各关节康复运动的角度和速度,并且选择系统中预设的一些专业的组合康复曲线辅助患者的康复锻炼.因此,该方法更适用于被动康复训练.为了在尽量简化康复机器人的传动链的同时进一步提高电机的输出扭矩/自重比,确保传动精度,并兼顾外骨骼式机器人的可穿戴性和安全性,本文提出了一种摇杆滑块机构和蜗轮蜗杆机构传动组合的新型外骨骼式可穿戴康复机器人.2工作机构设计人体上肢的运动功能主要包括肩关节的水平运动、竖直运动和旋转运动,肘关节的屈/伸和旋转运动,腕关节的弯曲运动,如图1所示.基于人体上肢的运动功能要求,本文设计的可穿戴式上肢康复机器人整体结构如图2所示.整个装置既可穿戴于患者身上,也可固定在座椅或支架上以减轻患者负担.该装置内含的运动机构包括:肩关节的水平运动(主要由导轨支架、滑块1、连杆1与摇杆1实现),肩关节的竖直运动(主要由蜗轮蜗杆、滑块2、连杆2、摇杆2实现),肩关节的旋转运动(齿轮机构)和肘关节的屈/伸运动.鉴于腕关节能比较方便地实现自我辅助康复训练,因此,本设计将腕关节设计成跟随手臂自由转动.为了防止康复中发生二次损伤,将机器人康复训练的相关角度设定为:以矢状面为基准,水平方向上肩关节外展/内收0~100°/0~40°,以水平面为基准,竖直方向上肩关节上摆/下摆0~75°/0~110°,旋转运动上内旋/外旋0~75°/0~45°;肘关节弯曲0~135°,旋前/旋后均0~50°.2.1杆件受力分析实现肩关节水平方向的外展/内收(图3(a))功能的结构是一个丝杠滑块摇杆机构(如图4所示).电机经丝杠、滑块到连杆AB,使连杆OB作摆动,从而实现肩关节(O)的外展/内收运动.肩关节康复时的外展/内收角为0~100°/0~40°,成年人肩宽一般为360mm左右.综合考虑电机、法兰及联轴器的安装尺寸,最终将OD(L)定为146mm,滑块高度AD=50mm,滑块总行程Δ=60mm.由图4可知,滑块平移的距离S和OB杆与冠状面夹角θ的关系表示为由于连杆OB与手臂杆OC夹角为150°,因此,可推得肩关节屈伸时,手臂杆OC角位移θk与滑块平移距离之间的关系为式(2).其中手臂杆位于冠状面后时θk为负.在上臂的水平康复运动中,该机构主要受患肢后臂的阻力矩M.在满足康复运动要求的前提下,当阻力矩M大小一定时,杆AB、OB长度会影响驱动电机的输出扭矩,从而影响电机的输出扭矩/自重比.假设驱动电机对滑块水平推力为F,且忽略运动副之间的摩擦,则该机构各杆件受力情况如图5所示.杆1受力平衡时满足式(3)和式(4):通过对杆2和滑块3单独进行受力分析,可以求得电机对滑块的水平推力F与阻力矩M之间的关系为:其中为了在保持阻力矩M不变的情况下,实现任意θk时刻需要电机输出的水平推力F最小,运用MATLAB对式(5)~(7)进行计算,发现杆AB、OB长度和驱动电机的输出力之间满足图6所示的分布.图中杆OB越长F越小,而AB杆长度则对F影响较小.为保证F最小且行程满足式(2),最终设定连杆AB长度为122mm,OB长度为31mm.由于肩关节在水平运动的过程中,两肩胛骨之间的距离会随着手臂外展/内收的程度而发生变化,所以机械臂与基座的相对位置也需要能够实时调节,因此在基座上设计了一对梯形滑槽(图2),让导轨支架与基座之间通过梯形槽/块链接,当患肢水平外展、内收时,机械手臂能随着肩胛骨移动而移动,使得康复机器人运动更加灵活.这样也可以使康复机器人因人而异,更好地适应不同体型的患者.2.2电机摆动参数肩关节竖直方向上的运动(图3(b)),即肩关节的上/下摆动,是通过摇杆滑块机构(图7)实现的.连杆AC为主动件,患肢后臂与连杆BC固定在一起.蜗轮蜗杆介于驱动电机与连杆AC(图1中连杆2)之间(图2),蜗杆与电机轴连接,蜗轮与连杆AC的A端相连.其优点是:增大了传动比(6:1);在阻力矩一定的情况下,减小电机输出扭矩;手臂在低速下摆动更平稳;电机停转时具有自锁功能,确保患肢保持姿态,不因重力而瞬间掉落,造成意外伤害.假设BC杆水平时为初始位置,由图7可得电机转角与手臂竖直运动摆角之间的关系:其中各杆件受力如图8所示,机构所受外力有患肢后臂的阻力矩M以及蜗轮的驱动力矩M1.式(10)为驱动力矩与阻力矩的表达式:为实现驱动电机在任一θ位置的输出扭矩最小,即蜗轮上扭矩最小,将式(8)~(10)代入MAT-LAB进行分析计算(图9).由图9可知,杆AC越长,杆AB越短,驱动力矩M1越小.人体后臂平均长度在260mm左右.综合考虑以上因素以及滑块的行程和肩关节在此自由度上的摆角范围,设定AB杆长度为65mm,杆AC长度为110mm.2.3大齿轮旋转机构肩旋转运动(图3(c))通过一对齿轮副实现.由于牵引肩关节在竖直方向上运动的滑块行程占据了机构后臂的大部分位置,为了避免机构的相互干涉,将旋转的结构安装于前臂上.患肢从大齿轮的内圈穿过,使得手臂轴心与大齿轮旋转轴心完全一致,电机通过小齿轮带动大齿轮.大齿轮侧面通过螺钉与前臂机构相连,两者在支撑环的圆形轨道上同步转动,患者的手紧握最前端手柄,从而跟随前臂机构做康复训练.当大齿轮的旋转角度超过肩关节旋转运动的活动度时,康复机器人也可以充分锻炼到肘关节的旋转方向上运动,因此,角度范围设定为两关节旋转自由度之和,即内旋0~135°,外旋0~95°.2.4滑槽设置机器人的肘关节屈/伸(图3(d))机构采用简洁的大减速比牵引电机直驱结构.为使康复机器人的肘关节旋转中心与患肢肘关节保持一致,在后臂固定机构与后臂连杆间增设了两个滑槽连接,使得后臂长度可调.当后臂固定机构与后臂连杆的相对位置设定好之后,通过拧紧滑槽上的螺栓使两者固定.3康福机器人虚拟原型的仿真分析西蒙纳利亚太平原植物区的退化分析3.1角加速度仿真分析康复机器人结构中肩关节水平和垂直运动采用了滑块曲柄机构,为避免对患肢有过大的刚性冲击,造成二次伤害,利用ADAMS虚拟样机仿真软件对康复机器人运动的平稳性进行仿真分析,并据此对结构进行优化.选取机器人后臂的质心作为测量对象,设置整个运动时间为10s,驱动电机为匀速转动,仿真实验结果如图10和图11所示.图10为肩关节水平运动时康复机器人后臂的角速度与角加速度随时间变化曲线,模型初始状态为手臂外展至最大角状态,然后内收至最大角.由图10可知,后臂水平运动的角加速度在启动时由于克服静摩擦而波动较大,而后逐渐趋于平缓直至接近于0,角速度曲线一直很平滑.图11为肩关节竖直运动时康复机器人后臂的角速度与角加速度随时间变化曲线,模型初始状态为手臂下摆至最大角状态,然后慢慢上摆到最高位置.由图11可知,后臂一开始平缓加速,当上摆超过水平位置至头顶时角速度和角加速度变化相对较大.为研究图4中杆AB与BO长度对机构加速度的影响,将旋转副B点在ADAMS中的位置进行参数化,分为X和Z方向.肩关节水平方向上加速度与B点位置关系如图12所示,由图可以看出,B点位置对装置启动时的最大加速度影响很大.由表1可知,X、Z坐标越大,整个过程中最大加速度越小.因此,设计时在保证运动范围的前提下,AB杆与BO杆应尽量长,以减小启动时的最大加速度.在肩关节竖直运动机构中,对图7中杆AC的长度(C点Y轴)进行参数化设计,研究结果如图13所示.可以看出,Y坐标对手臂上举至接近最高点时的加速度影响最大.由表2可知,Y坐标越小,肩竖直运动方向上机构的加速度越大.因此,在满足运动范围且运动不干涉的前提下,杆AC的尺寸越短,运动就越平滑.经上述分析,综合考虑各因素影响,对康复机器人机构杆件参数进行优化,最终设定AB长度为125mm,OB长度为30mm,AC长度为109mm.图14为优化后肩关节两个自由度同时运动时的角速度与角加速度曲线图,由仿真结果可以看出,康复机器人肩关节启动时状态改善很多,整个运动过程中最大的角加速度也只在14°/s2左右,且没有角速度与角加速度的突变,不会对患肢造成过大的刚性冲击,满足设计要求.3.2器人地水平转向正前方为了对电机进行选型同时确保输出扭矩满足康复需要,对该康复机器人进行了动力学仿真.考虑到患者关节承载能力存在差异,初始化时取大多数人的承受值,患肢对康复机器人的阻力设为:水平运动方向上100N,竖直运动方向上200N,受力点均在后臂接近肘关节处,肩关节旋转运动方向的扭矩4N·m,肘关节屈/伸方向上50N,受力点在前臂质心处.仿真的初始位置为康复机器人手臂水平伸向正前方,仿真结果如图15所示.图中的实线代表扭矩,虚线代表机器人转过的角度.图15(a)为不同时刻肩关节水平运动时转角与驱动电机输出扭矩的关系,康复机器人从起始位置先内收至最大角,再外展至最大角,最后回到初始位置.从图中可以看出,手臂外展至最大角时需要的扭矩最大,此时的机构离静平衡位置最近.图15(b)为肩竖直运动时转角与蜗轮上扭矩的关系,康复机器人先上摆至最高点,然后向下摆至最大角位置,最后回到初始点.竖直方向上的运动最大扭矩出现在上摆至最高点位置,通过蜗轮蜗杆效率的换算就能得出在此方向上的驱动电机所需提供的最大扭矩.图15(c)为肩关节旋转方向上的角度与电机输出扭矩的关系,前臂先旋内135°,再旋外95°,然后回到起始位置,在此过程中.电机一直保持恒扭矩输出.图15(d)为肘关节屈伸角度与驱动扭矩的关系.同理,肘关节在整个运动过程中也保持恒扭矩输出.由图15可以看出,经过滑块摇杆机构及蜗轮蜗杆机构,驱动电机的输出扭矩在几牛·米到几十牛·米之间.采用直驱方法的输出扭矩一般在几十牛·米到几百牛·米,可知对电机的输出性能要求大大地减小了.依此仿真结果,驱动电机选用了德国冯哈伯空心杯减速直流伺服电机.4样机系统及康复测试分析本文设计的上肢康复机器人采用上位机控制的患肢连续被动康复训练模式,包括单关节独立运动和多关节联动的复合功能运动两种康复训练方式.整体控制系统框图如图16所示.控制电路下位机以两片DSP芯片为核心,DSP1控制肩关节的水平和竖直运动,DSP2则控制肩关节旋转运动和肘关节的运动.上位机可进行康复训练方式的选择及关节运动参数的设置,然后将相关参数传送给控制芯片DSP1,DSP1再将肩关节旋转运动参数以及肘关节运动参数传送给DSP2.经运算后,两块控制芯片将运动参数转化为电机转动信息,分别输出至驱动电机驱动器.驱动器采用双极性H桥驱动放大电路.设计控制系统时,保证系统的稳定性与患者的安全性是首要条件.为了防止电机输出扭矩过大而对患肢造成二次伤害,采用电流检测电路,将驱动器输出的