外骨骼机器人系统的设计与训练模式的研究

外骨骼机器人系统的设计与训练模式的研究

中风是破坏公民健康健康的主要原因之一，也是青少年的趋势。相应的高致残率严重破坏，大部分中风后，患者的下肢运动能力受损，严重影响患者的生活质量。这些瘫痪患者应该尽快进行密集、高强度的运动治疗，以达到最好的康复效果，而仅由病理教师操作的传统治疗方法无法满足中国日益增长的康复需求。近年来，随着机器人技术和机人合一系统理论的发展和融合，外骨骨架机器人在中风后牙冠运动康复领域得到了迅速发展和广泛应用。外骨骼机器人是一种可穿戴的拟人肢体机构,具有与人体一致的运动学结构,通过人机物理接触传递力和运动来实现动作辅助和姿态检测等功能,同时依靠传感器与穿戴者实现信息交互.传统的机器人技术为外骨骼机器人的发展提供了良好的基础,但是未能将穿戴者这一重要环节融入系统设计过程.结构拟人化是外骨骼机器人的一个重要特性,也是安全性和舒适性的保障.人体上肢主要包括肩部、肘部和腕部3个生理关节,其能够完成极其复杂精细的运动.如果想完整地复现该运动,上肢外骨骼机器人需要数目众多的自由度,但这会导致机构笨重和控制冗余等问题,因此,需要分析人体上肢生理运动形式并作适度简化,获取外骨骼设计可用的运动学模型,同时保证良好的人机运动链相容性.现有的上肢外骨骼机器人大多采用七自由度串联运动学模型,即肩部屈/伸、内收/外展、内旋/外旋;肘部屈/伸;腕部内旋/外旋、内收/外展、屈/伸,该模型采用三自由度球窝关节模拟肩关节和腕关节,采用单自由度铰链关节模拟肘关节.传统球窝关节的3根旋转轴两两垂直并交于一点,当各轴旋转运动时交点即旋转中心是固定的,而人体肩关节生理旋转中心会随着肱部运动发生位置变化,如两者不匹配会影响人机闭式运动链相容性,产生有害的人机接触力.为了适应这一变化,外骨骼可以增加一个或若干个被动关节,或者主动关节,或者被动和主动关节.虽然增加关节数量能够较好地匹配生理旋转中心运动,但同时外骨骼机构变得复杂,控制难度加大.Nef等提出了一种针对球窝关节的优化设计方法,通过偏移球窝关节中的一根旋转轴使旋转中心轨迹形成一条圆弧来近似生理旋转中心运动.该方法虽然结构简单,但机械和生理旋转中心的匹配程度有限.本文基于此方法做出改进,先通过运动捕捉系统得到生理旋转中心运动,再通过偏移肩部屈/伸和内收/外展旋转轴形成机械旋转中心曲面来匹配该运动,具有比单一圆弧轨迹具有更好的匹配程度.外骨骼是通过传递力和运动来实现康复训练功能,因此,针对不同运动损伤程度的患者,外骨骼需要采取不同的运动控制策略.在康复的初始阶段,患者肌力严重不足,不能产生任何主动运动,外骨骼主要是通过动作辅助的方式引导患肢被动运动,保持关节运动范围和防止肌肉萎缩,此时密集、高强度的重复性肢体动作能够加快神经运动模式重建.随着康复训练逐步深入,患者虽恢复了一定的自主运动能力,但并不能完全控制肢体运动,外在表现为多关节运动不协同,无法协调完成日常生活动作.此时外骨骼机器人需要检测并矫正关节异常运动模式.本文重点研究了人体上肢肩关节生理运动形式和脑卒中患者早期运动康复疗法,设计了具有运动自适应特性的外骨骼机器人并针对偏瘫患者早期康复需求提出3种康复训练模式,形成一套完整的外骨骼机器人系统,最后通过临床试验验证了外骨骼系统功能.1人体串联运动学模型本文设计的外骨骼机器人系统包括主外骨骼和从外骨骼,两者都是基于图1所示的七自由度上肢串联运动学模型.该模型的不足之处在于肩部采用的3自由度球窝关节的旋转中心位置固定,而人体肩部旋转中心会随着肱部的运动而变化.为了设计与生理关节运动相容的机械关节,本文先通过运动捕捉系统得到生理旋转中心运动形式,再优化传统球窝关节以匹配该运动.1.1旋转中心运动轨迹由于生理旋转中心处于肱骨内部,本实验采用运动捕捉系统OptiTrack(NaturalPointInc.)和上肢功能运动法间接获得其运动轨迹.运动捕捉系统采样频率为100Hz,配备的6个红外摄像头(V100:R2)呈半圆形布置在人体右侧.根据国际生物力学标准,标志点粘贴位置如图2(a)所示.实验分为两个部分:静态实验和动态实验.静态实验标定刚体块中标志点与旋转中心的距离;利用该距离,动态试验可优化得到肱部运动时旋转中心轨迹.实验总共选取了6名参与者,其信息如表1所示.在静态实验中,上肢坐标系及标志点向量如图2(b)所示,O-XYZ表示全局坐标系,即运动捕捉系统坐标系,o-xyz表示人体坐标系,原点固定在颈静脉切迹.本文所涉及到的向量全部是在全局坐标系中进行定义和运算.采用上肢功能法优化得到标志点到旋转中心的距离.定义目标函数如下:式中:m是旋转中心到人体坐标系o点的向量;rl是标志点到旋转中心的向量;L和N分别表示刚体块标志点数量和手臂进行功能运动时采样点数量,这里L=4,N=900;vnl是标志点到o点的向量,vnl=ovnl-vIJ可以消除肱部运动时身体晃动引起的误差,其中ovnl是标志点到全局坐标系O点的向量,vIJ表示位于颈静脉切迹(IJ)的人体坐标系o点到O点的向量.对式(1)中rl和m分别求偏微分得到:其中,将实验所得vnl代入式(2)可得m,根据式(5)可分别得到6位实验对象的刚体块标志点到各自旋转中心的平均距离(如表2所示):动态实验选取2组典型动作测量旋转中心运动轨迹,分别是矢状面的屈/伸和冠状面的内收/外展动作.定义目标函数:根据前述和动态实验测得的vnl,采用Levenberg-Marquardt方法最小化该目标函数可以得到最优旋转中心位置m.对应的关节运动角度由内上髁(EM)和外上髁(EL)标志点计算得到,如下式所示:式中:vEM为内上髁标志点到o的向量,vEL为外上髁标志点到o的向量.由式(7)可计算得到屈曲角度θflex和外展角度θabd:根据以上步骤,可以得到肩部屈/伸和内收/外展时旋转中心运动轨迹,如图3所示,图中虚线和点划线分别表示实验者手臂旋转中心最大和最小运动轨迹,实线为两者的平均轨迹.其中内收/外展角度限制在(0°~150°),因为超过这一范围后躯干需要大幅度内移,对结果产生较大误差,本文暂不考虑这种情况.从图中可以看出,2组动作下旋转中心在Y和Z方向具有相同的趋势.屈/伸动作时旋转中心在X方向先前移再后移,并在180°时大致回到初始位置;而内收/外展动作时旋转中心在X方向始终后移.1.2确定均方根误差函数如图4所示,本文采用平移传统三自由度球窝关节的屈/伸和内收/外展旋转轴以改变旋转中心的位置.偏移量ρ0、ρ1和α0、α1分别表示两轴偏移距离和角度.θflex和θabd表示屈/伸、内收/外展关节角度.最后所得旋转中心点C的位置可表示为式中:根据上述所得的生理旋转中心O和机械旋转中心C,定义如下均方根误差函数:当α0=285.0°,ρ0=4.43cm及α1=306.2°,ρ1=4.74cm时,ue388=1.56cm取得最小值,此时两者匹配如图5所示,图中θ0为网格线屈伸角度,θ1为内收/外展角度.1.3外骨骼控制系统基于优化后的上肢运动学模型设计了主外骨骼和从外骨骼两部分.主外骨骼在每个关节处安装高精度编码器获取关节角度,检测上肢位姿;从外骨骼在每个关节处安装直流伺服电机和齿轮减速箱组成的驱动机构,进行运动辅助.生理关节运动范围、日常生活动作运动范围和相应的外骨骼关节运动范围如表3所示.主外骨骼是被动外骨骼,所以每个关节运动范围都超过了人体正常生理关节运动范围,以保证满足姿态检测的需求,而从外骨骼作为主动外骨骼,需要将关节运动范围限制在正常运动范围内以达到安全训练的目的.考虑到患肢肌力严重不足,从外骨骼的上臂和前臂旋转关节采用如图6所示的半圆旋转导轨,以方便患肢穿戴.该半圆旋转导轨通过类滚珠轴承结构实现内外环相互滑动.外骨骼系统结构如图7所示,主从外骨骼可根据训练要求安装在相同或不同支架,支架高度可调节.为了提高通用性,主从外骨骼可以很方便地转换为左右穿戴.外骨骼的上臂和前臂杆长可调,上臂调节范围为(318±30)mm,前臂为(248±30)mm.为了保证患者训练安全,从外骨骼根据表3中的运动范围在每个关节安装机械限位装置,保证穿戴者安全.外骨骼控制系统采用上下位机模式,上位机采用工业控制计算机,主外骨骼中的编码器通过RS485总线与上位机进行通讯,从外骨骼电机通过CAN总线连接工控机和伺服驱动器.安全性是外骨骼机器人系统需要重点考虑的问题.外骨骼系统从硬件和软件两方面保证训练的安全性.硬件方面在从外骨骼每个关节安装机械限位装置,整套系统的应急开关放在理疗师可以方便触及的地方,如发生突发情况可以将整套系统电源切断.软件方面在上位机程序中设置了关节极限位置并在驱动器中设定电机极限力矩.2外骨骼机器人系统本文主要研究针对肌力严重不足的早期偏瘫患者,根据MRC标准(见表4),这类患者肌肉力量等级为0或1.传统康复训练中理疗师手把手引导患肢进行被动运动以保持肌肉活性和关节范围.利用开发的外骨骼机器人系统,本文实现了3运动康复训练模式:镜像训练,示教训练和轨迹重复训练.2.1外骨骼运动训练如图8(a)所示,镜像训练由患者在理疗师监督下独立完成,训练过程中患者健肢穿戴主外骨骼,患肢穿戴从外骨骼.主外骨骼采集健肢运动学信息,传递至从外骨骼辅助患肢复现健肢运动.该训练与MIME训练模式类似,不同之处在于MIME利用末端机器人分别采集健肢末端运动信息及辅助患肢末端运动.本文采用的主从外骨骼机器人系统能够完整的记录和辅助上肢7个关节运动,让每个关节得到特定训练.2.2外骨骼辅助训练在传统物理疗法中,理疗师手把手辅助患肢进行运动康复训练,这样效率极低且很难保证训练质量和康复效果.为了解决这一问题,示教训练采用主外骨骼获取理疗师的规范动作信息指导从外骨骼辅助患肢进行训练,如图8(b)所示.该训练能够降低理疗师劳动强度,实现“一对多”训练模式,即一个理疗师指导多名患者进行康复训练.通过添加网络传输模块,系统还可以实现远程康复训练,使患者足不出户就能够接受理疗师的指导.2.3轨迹重复训练重复的日常生活动作训练能够增强对中枢神经系统的刺激,促进运动模式重建.轨迹重复训练用于强化患肢特定运动模式,见图8(c).理疗师首先针对患者康复需求设计特定动作,通过主外骨骼采集并离线处理,输入至从外骨骼按照该动作辅助患肢训练,训练速度和持续时间可以方便调节.轨迹重复训练能够弥补前2种训练模式持续时间有限的缺陷,保证了训练强度.3结果与分析3.1外骨骼屈曲动作时的结果本实验通过测量优化前和优化后外骨骼与人体接触力来表征人机运动链相容性,如图9所示,其中Ft-abb和Fn-abb分别表示优化前和优化后外骨骼进行外展运动时人机接触力,Ft-flex和Fn-flex分别表示优化前和优化后外骨骼进行屈曲运动时人机接触力.优化后的肩关节能够减少部分有害人机接触力,并且屈/伸动作比内收/外展动作效果更好.从图5可以明显看出,屈/伸动作时机械关节更好的匹配了生理关节运动,这也进一步验证了人机接触力作为判断人机运动链相容性的依据.外骨骼机器人系统采用主外骨骼引导从外骨骼运动来实现镜像训练和示教训练,此时主从操作的延时需要保持在较小范围以保证动作顺畅性.如图10所示为主从外骨骼肩部屈/伸关节的位置,即关节的角度θj的跟踪曲线.位置急剧变化时最大延时为1.6s,可计算得到训练时患者关节低速运动所导致的位置差异不超过8°,小于5%的最大关节运动范围,满足康复训练要求.3.2轨迹重复训练经过上述性能测试实验后,选取6位病情稳定的右侧偏瘫患者开展临床实验,验证系统的功能性和安全性.图11所示为一名患者在进行轨迹重复训练.在轨迹重复训练模式中,输入从外骨骼的轨迹位置跟踪效果选取了肩部内旋/外旋关节进行说明.从图12中可以看出从外骨骼对输入轨迹跟踪效果很好,误差小于0.1°.图13(a)所示为6名患者一次训练下的关节电机力矩曲线.虽然对于不同的患者差别较大,但是具有趋势一致性,故对其进行统计分析,得到盒状图,如图13(b)所示,所得中位数(矩形框内横线)能够作为患者的康复进度指标.4外骨骼和从外骨骼系统设计了大量的康复控制模式本文针对脑卒中患者运动康复训练设计了一套双臂外骨骼机器人系统,并根据