一種新型外骨骼式上肢康復(fù)機(jī)器人的設(shè)計與實(shí)現(xiàn)

近年來，隨著腦血管疾病發(fā)病率的增加，面癱的后果給患者、家庭和社會帶來了沉重的負(fù)擔(dān)。相關(guān)學(xué)科的科學(xué)家在不斷研究和開發(fā)腦癱患者的臨床治療和康復(fù)，逐步提高康復(fù)訓(xùn)練方法和康復(fù)效果。在計算恢復(fù)方法和恢復(fù)設(shè)備的研究和開發(fā)之間，機(jī)電一體化技術(shù)的結(jié)合和臨床康復(fù)醫(yī)學(xué)的結(jié)合為該方法開辟了一條新的道路，彌補(bǔ)了目前臨床方法的許多缺陷。機(jī)器人可以簡單地給不同的病人提供不同的培訓(xùn)，讓醫(yī)生從復(fù)雜的訓(xùn)練任務(wù)中解救出來，專注于治療方案的制定和改進(jìn)，打破同時治療之間的單一限制，提高康復(fù)效果，確保動作訓(xùn)練的強(qiáng)度。眾所周知，臨床康復(fù)醫(yī)師的康復(fù)方法通常是用輔助工具或使用助手控制患者進(jìn)行被動的連續(xù)運(yùn)動，或者實(shí)施適當(dāng)?shù)淖枇驇椭砸龑?dǎo)患者的運(yùn)動。因此，醫(yī)生的主觀意識、技能和情緒在培訓(xùn)過程中起著主導(dǎo)作用，而忽視了患者自身的運(yùn)動意圖。此外，由患者引起的語言和認(rèn)知障礙會削弱他們之間的交流。另一方面，中風(fēng)后患者的主動運(yùn)動可以改善腦部血液循環(huán)，大腦皮質(zhì)會傳遞神經(jīng)沖動，刺激中風(fēng)后的大腦，提高關(guān)節(jié)活動的范圍，改善四肢和肌肉的協(xié)調(diào)。如果將患者的主觀運(yùn)動意圖引入正確的訓(xùn)練模式，控制患者的下肢，可以保持和發(fā)展疲勞和重復(fù)的運(yùn)動，幫助患者保持正確的運(yùn)動感覺，刺激神經(jīng)，形成神經(jīng)修復(fù)。該文提出了一種應(yīng)用于腦中風(fēng)偏癱患者進(jìn)行上肢康復(fù)訓(xùn)練的機(jī)器人系統(tǒng),該系統(tǒng)利用各關(guān)節(jié)力矩傳感器對偏癱患者上肢運(yùn)動意圖進(jìn)行實(shí)時捕捉,結(jié)合機(jī)構(gòu)特點(diǎn)將關(guān)節(jié)力矩轉(zhuǎn)化為末端作用點(diǎn)上的等效作用力,依據(jù)此作用力控制電機(jī)運(yùn)轉(zhuǎn)速度,從而驅(qū)動機(jī)器人帶動患者患肢實(shí)現(xiàn)上肢單關(guān)節(jié)和多關(guān)節(jié)復(fù)合運(yùn)動.運(yùn)動過程中利用患者作用力對機(jī)器人的實(shí)時控制能夠有效的激勵患者的主動運(yùn)動意識,促進(jìn)患肢的康復(fù).15康復(fù)運(yùn)動模式設(shè)計如圖1所示的上肢康復(fù)機(jī)器人依據(jù)上肢解剖學(xué)設(shè)計為5個自由度、外骨骼式.其肩部屈/伸、肩部外展/內(nèi)收、肘部屈伸、腕部屈伸、腕部旋前/旋后5個自由度的運(yùn)動兼顧了對不同損傷程度的大關(guān)節(jié)到小關(guān)節(jié)的運(yùn)動.考慮到患者肢體運(yùn)動功能受損后在運(yùn)動過程中對自身重力難以克服,以及在康復(fù)訓(xùn)練時出現(xiàn)代償運(yùn)動的事實(shí),該機(jī)器人設(shè)計為外骨骼式,很好的解決了這2個問題.硬鋁材料的雙邊結(jié)構(gòu)減輕了機(jī)器人本體的質(zhì)量卻又保證了剛度,并且為監(jiān)測上肢肌肉運(yùn)動狀態(tài)的其他傳感器如表面肌電電極的放置提供了便利.機(jī)器人安裝在一個高度可調(diào)的支架上,根據(jù)康復(fù)訓(xùn)練要求可完成患者的站姿和坐姿訓(xùn)練.針對臨床偏癱患者,該康復(fù)機(jī)器人系統(tǒng)可實(shí)現(xiàn)的訓(xùn)練方式包括主動運(yùn)動、被動運(yùn)動和輔助運(yùn)動.主動運(yùn)動過程中患者依靠自身肌肉力量實(shí)現(xiàn)上肢各關(guān)節(jié)運(yùn)動,機(jī)器人在跟隨運(yùn)動的過程中實(shí)現(xiàn)對人體上肢運(yùn)動參數(shù)的測量.被動運(yùn)動模式融合了各關(guān)節(jié)的單關(guān)節(jié)運(yùn)動和一些簡單的多關(guān)節(jié)復(fù)合運(yùn)動,包括簡單的日常生活功能性動作的練習(xí)進(jìn)食,提褲等.輔助運(yùn)動中,通過捕獲肢體的運(yùn)動意圖,利用機(jī)器人實(shí)現(xiàn)肢體在意圖方向上的相關(guān)運(yùn)動.系統(tǒng)中對運(yùn)動意圖的捕獲方法分為利用個關(guān)節(jié)力矩傳感器檢測肢體對機(jī)器人的作用力和利用運(yùn)動中相關(guān)肌肉產(chǎn)生的表面肌電信號對個關(guān)節(jié)電機(jī)進(jìn)行驅(qū)動,實(shí)現(xiàn)對患肢的輔助訓(xùn)練運(yùn)動.文中主要介紹利用關(guān)節(jié)力矩傳感器作為檢測手段,實(shí)現(xiàn)康復(fù)機(jī)器人的輔助運(yùn)動模式.2力輔助康復(fù)方法根據(jù)臨床經(jīng)驗(yàn),偏癱患者的臨床病癥通常表現(xiàn)為肢體遠(yuǎn)端小關(guān)節(jié)比肢體近端大關(guān)節(jié)運(yùn)動功能受損嚴(yán)重.在對患者腕關(guān)節(jié)的康復(fù)訓(xùn)練方法上,通常從低速的被動運(yùn)動開始,經(jīng)過一段時間的恢復(fù),逐漸采用單關(guān)節(jié)力輔助的方式進(jìn)行康復(fù).另一方面,上肢各關(guān)節(jié)復(fù)合運(yùn)動時,肢體末端的位置僅由肩部、肘部運(yùn)動決定,腕關(guān)節(jié)自由度起到調(diào)節(jié)人手姿態(tài)的作用,因此該文著眼于機(jī)器人肩部與肘部3個大關(guān)節(jié)討論基于力矩信號的力輔助康復(fù)訓(xùn)練.2.1雙環(huán)控制系統(tǒng)結(jié)構(gòu)的原理設(shè)計的上肢康復(fù)機(jī)械臂力輔助控制原理框圖如圖2所示,左邊為患者對上肢運(yùn)動的自身神經(jīng)—肌肉控制環(huán),在運(yùn)動過程中,神經(jīng)系統(tǒng)對機(jī)器人運(yùn)動作出感應(yīng)并實(shí)時控制相關(guān)肌肉收縮產(chǎn)生運(yùn)動.右邊的機(jī)器人控制框圖為典型的一個雙環(huán)控制系統(tǒng)結(jié)構(gòu),外環(huán)為機(jī)械臂末端力控制環(huán),內(nèi)環(huán)為關(guān)節(jié)速度控制環(huán).在某一采樣時刻t,利用關(guān)節(jié)力矩傳感器采集由康復(fù)患者主動運(yùn)動而施加在各關(guān)節(jié)上的力矩值,同時計算為當(dāng)前時刻各關(guān)節(jié)角度函數(shù)的空載力矩值;隨后將二者送入機(jī)器人末端力合成器得到末端力(康復(fù)病人施加在施力點(diǎn)處的力)的估計值;以末端力估計值為控制輸入,經(jīng)過末端力控制器的控制作用得到機(jī)器人末端的速度量;將該速度量利用機(jī)器人運(yùn)動學(xué)雅可比逆矩陣映射為機(jī)器人各關(guān)節(jié)的角速度指令,并將角速度指令輸入到機(jī)器人關(guān)節(jié)內(nèi)環(huán)控制器當(dāng)中,使各關(guān)節(jié)的交流伺服電機(jī)實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定的角速度輸出,使機(jī)器人運(yùn)動并帶動患者肢體運(yùn)動.2.2靜力運(yùn)動解析偏癱患者表達(dá)上肢運(yùn)動意圖的方式是在某一受力點(diǎn)對機(jī)器人施加某一方向和大小的作用力,將機(jī)器人的受力點(diǎn)設(shè)定為腕部回轉(zhuǎn)中心,通過測量機(jī)械臂各個關(guān)節(jié)的力矩值來對患者施加在受力點(diǎn)上的力進(jìn)行估計.首先研究機(jī)器人系統(tǒng)中機(jī)械臂的運(yùn)動學(xué),確立機(jī)械臂相對于固定參考系的運(yùn)動時各連桿之間的位移關(guān)系.該康復(fù)機(jī)器人的坐標(biāo)建立如圖3,基坐標(biāo)系為o0x0y0z0,關(guān)節(jié)1—肩部外展/內(nèi)收坐標(biāo)系為o1x1y1z1,與坐標(biāo)系o0x0y0z0原點(diǎn)重合,但坐標(biāo)軸方向不同.關(guān)節(jié)2—肩部屈/伸坐標(biāo)系為o2x2y2z2,關(guān)節(jié)3—肘部屈/伸坐標(biāo)系為o3x3y3z3,關(guān)節(jié)4—腕部回轉(zhuǎn)坐標(biāo)系為o4x4y4z4,關(guān)節(jié)5—腕部屈/伸坐標(biāo)系為o5x5y5z5.上肢康復(fù)機(jī)器人在空間運(yùn)動過程中,采集到的各關(guān)節(jié)力矩信號會受到為各關(guān)節(jié)角函數(shù)的空載力矩影響,不能正確反映患者的運(yùn)動意圖.因此,在估計施力點(diǎn)的力之前應(yīng)對該采樣時刻的空載靜力矩進(jìn)行計算并去除其影響.利用SolidWorks軟件對康復(fù)機(jī)器人的桿件質(zhì)量,各桿件重心距離相應(yīng)關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸距離rⅠ、rⅡ、rⅢ以及各桿件長度l1、l2、l3進(jìn)行計算.關(guān)節(jié)4和關(guān)節(jié)5作為腕部運(yùn)動自由度,其運(yùn)動幅度相對于上肢在三維空間中的整體復(fù)合運(yùn)動較小,且關(guān)節(jié)4以下的末端機(jī)構(gòu)長度和質(zhì)量較小,對前3個關(guān)節(jié)運(yùn)動過程中的靜態(tài)力矩影響小,因此可將肘部以下機(jī)構(gòu)看作一個整體.由上肢康復(fù)機(jī)器人的串聯(lián)構(gòu)型可知,機(jī)器人的末端位置由前3個關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角決定.如圖4,關(guān)節(jié)1繞z0旋轉(zhuǎn),關(guān)節(jié)2和關(guān)節(jié)3以任意人體上肢運(yùn)動角度旋轉(zhuǎn)時,機(jī)器人均在以z0與機(jī)器人上臂、前臂組成的平面P內(nèi)運(yùn)動,且關(guān)節(jié)2、3的轉(zhuǎn)動軸垂直于該平面,圖中θ1、θ2、θ3分別為關(guān)節(jié)1、2、3的轉(zhuǎn)動角度.將機(jī)器人前臂重力沿平面P的法向和平面P內(nèi)進(jìn)行分解得到平面內(nèi)的力和法向力分別為:F1=mⅢgcosθ1,F2=mⅢgsinθ1,其中mⅢ為機(jī)器人前臂質(zhì)量.對于關(guān)節(jié)3,由于法向方向重力分量與關(guān)節(jié)軸線平行,因此其靜力矩由F1產(chǎn)生其力臂為L=rⅢsin(θ2+θ3).(1)L=rⅢsin(θ2+θ3).(1)求得關(guān)節(jié)3靜力矩為ΜⅢ0=F1L=mⅢgrⅢsin(θ2+θ3)cosθ1.(2)MⅢ0=F1L=mⅢgrⅢsin(θ2+θ3)cosθ1.(2)同理求得其他2個關(guān)節(jié)的靜力矩為ΜⅡ0=mⅢgcosθ1[rⅢsin(θ2+θ3)+l2sinθ2]+mⅡgrⅡcosθ2sinθ2,(3)ΜⅠ0=mⅢgsinθ1[l2cosθ2+rⅢcos(θ2+θ3)]+mⅡgrⅡcosθ2sinθ1+m1grⅠcosθ1.(4)MⅡ0=mⅢgcosθ1[rⅢsin(θ2+θ3)+l2sinθ2]+mⅡgrⅡcosθ2sinθ2,(3)MⅠ0=mⅢgsinθ1[l2cosθ2+rⅢcos(θ2+θ3)]+mⅡgrⅡcosθ2sinθ1+m1grⅠcosθ1.(4)康復(fù)機(jī)器人工作時,由各關(guān)節(jié)力矩傳感器測得的實(shí)時力矩MⅠ、MⅡ、MⅢ與式(2)～(4)求得的空載力矩相減便可獲得運(yùn)動過程中人體上肢對機(jī)器人的真實(shí)作用力矩M1t、M2t、M3t.2.3機(jī)器人末端點(diǎn)作用力的表現(xiàn)患者運(yùn)動中對機(jī)器人的施力作用點(diǎn)A設(shè)定為腕部回轉(zhuǎn)中心,而對作用力的實(shí)際測量值是位于各個關(guān)節(jié)上的,關(guān)節(jié)力矩與機(jī)器人末端點(diǎn)受力之間的轉(zhuǎn)換隨著運(yùn)動過程中各關(guān)節(jié)角度的變化而變化.因此,基于本機(jī)器人結(jié)構(gòu)特點(diǎn),建立關(guān)節(jié)力矩、關(guān)節(jié)角度與機(jī)器人末端點(diǎn)受力間的函數(shù)關(guān)系,實(shí)現(xiàn)施力點(diǎn)的力估計是一個重要問題.為建立這種函數(shù)關(guān)系,建立如圖4所示的施力點(diǎn)坐標(biāo)系,在坐標(biāo)的建立上分別參照基坐標(biāo)系o0x0y0z0和關(guān)節(jié)1坐標(biāo)系o1x1y1z1后發(fā)現(xiàn),當(dāng)施力坐標(biāo)軸方向與基坐標(biāo)方向相同時,隨著各關(guān)節(jié)運(yùn)動,對末端作用力的計算過程以及后續(xù)計算均相當(dāng)復(fù)雜,不便于作用力的解耦.而如果將施力坐標(biāo)設(shè)定為運(yùn)動過程中始終與坐標(biāo)o1x1y1z1相同時,可以發(fā)現(xiàn),末端作用力在始終與平面P垂直的坐標(biāo)軸YF方向上的分量fy1只取決于關(guān)節(jié)1處轉(zhuǎn)矩M1t的作用,而另2個坐標(biāo)分量的值取決于關(guān)節(jié)2、3的共同作用.因此,通過靜力學(xué)分析建立的末端作用力與各關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)矩之間關(guān)系方程如下:{fy1√x20A+y20A=Μ1t,fx1z0A-fz1√x20A+y20A=Μ2t,fx1L2sin(θ2+θ3)-fz1L2cos(θ2+θ3)=Μ3t.(5)解方程,得到:{fx1=Μ2tL2cos(θ2+θ3)-Μ3t√x0A2+y0A2z0AL2cos(θ2+θ3)-L2sin(θ2+θ3)√x0A2+y0A2,fy1=-Μ1t√x0A2+y0A2,fz1=fx1z0A-Μ2t√x0A2+y0A2.(6)式中:M1t=MⅠ-MⅠ0,M2t=MⅡ-MⅡ0,M3t=MⅢ-MⅢ0.由于z0A=L1sinθ2+L2sin(θ2+θ3),√x0A2+y0A2=L1cosθ2+L2cos(θ2+θ3).化簡可得fx1=Μ2tcos(θ2+θ3)-Μ3t√x20A+y20A/L2-L1sinθ3.(7)由此建立關(guān)節(jié)力矩、關(guān)節(jié)角度與機(jī)器人末端點(diǎn)受力間的函數(shù)關(guān)系.在任意采樣時刻,根據(jù)各關(guān)節(jié)力矩傳感器的采樣值和關(guān)節(jié)角度的采樣值,就可對患者肢體運(yùn)動時作用在機(jī)器人末端施力點(diǎn)上的力進(jìn)行實(shí)時估計.2.4運(yùn)動運(yùn)動能力的調(diào)節(jié)為實(shí)現(xiàn)患者手部,即機(jī)器人末端運(yùn)動方向與作用力方向一致,在OFFxFyFz坐標(biāo)系的3個坐標(biāo)軸上,設(shè)機(jī)器人末端運(yùn)動速度為V=[Vx1,Vy1,Vz1]T,它與施力點(diǎn)的力估計值F=[fx1,fy1,fz1]T滿足比例控制關(guān)系:V=ΚF.(8)式中:K為正值的比例增益系數(shù),其大小決定了相同受力狀態(tài)下的機(jī)器人末端運(yùn)動速度的大小,在臨床可通過試驗(yàn)將比例增益系數(shù)K設(shè)定為不同的值,以適應(yīng)于上肢肌肉功能受損后不同恢復(fù)期的偏癱患者的康復(fù)訓(xùn)練.式(2)的比例控制器可將患者肢體運(yùn)動意圖轉(zhuǎn)化成沿施力坐標(biāo)軸各方向的末端運(yùn)動速度,但這個速度值還無法直接來控制機(jī)器人的各關(guān)節(jié)角速度,為此必須建立機(jī)器人末端運(yùn)動速度與關(guān)節(jié)速度之間的運(yùn)動學(xué)雅可比映射關(guān)系.采用運(yùn)動學(xué)微分變換方法求得的機(jī)器人的雅可比逆矩陣J-1表達(dá)如下:[˙θ1˙θ2˙θ3]=[01L1C2+L2C23C23L1S30-L2C23C23-L1C2C23L1L2C23S300S23L1S3L1S3-L1C2S23-L2C23S23L1L2C23S3][Vx1Vy1Vz1]=J-1[Vx1Vy1Vz1].(9)聯(lián)合式(8)、(9)可以得到上肢康復(fù)機(jī)械臂末端估計力與各關(guān)節(jié)角速度之間的比例控制關(guān)系:[˙θ1˙θ2˙θ3]=J-1?[Vx1Vy1Vz1]=ΚJ-1?[fx1fy1fz1].(10)通過對上肢運(yùn)動過程中各關(guān)節(jié)角度和各關(guān)節(jié)力矩傳感器信號的采集,利用式(10)實(shí)時的運(yùn)算出由患者上肢運(yùn)動意圖引發(fā)的各關(guān)節(jié)運(yùn)動角速度指令,并將得到的控制指令傳給各關(guān)節(jié)閉環(huán)控制器控制各關(guān)節(jié)的交流伺服電機(jī)實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定的角速度輸出,進(jìn)而驅(qū)動上肢康復(fù)機(jī)器人實(shí)現(xiàn)對患者的患肢進(jìn)行力輔助康復(fù)訓(xùn)練.3比例增益系數(shù)對康復(fù)機(jī)器人動作力的影響系統(tǒng)選用NI公司的8通道USB9008數(shù)據(jù)采集卡對各關(guān)節(jié)力矩傳感器信號進(jìn)行采集,考慮到偏癱患者在實(shí)際操作時由于肌肉功能受損引起的振顫會帶來系統(tǒng)對患肢運(yùn)動意圖的誤判,且實(shí)際采集過程中,力矩傳感器中電子電路受到干擾而為力矩信號引入噪聲.因此,針對這些問題,對采集到的力矩信號首先進(jìn)行均值濾波,并根據(jù)各傳感器特性和實(shí)驗(yàn)經(jīng)驗(yàn)對力矩信號設(shè)置閾值,將關(guān)節(jié)1、2、3力矩閾值分別設(shè)置為4、4、2.5N·m.因此小于各關(guān)節(jié)閾值的力矩傳感器信號被認(rèn)為是干擾,只有大于閾值的信號才被認(rèn)為是有效的患者運(yùn)動意圖.利用提出的方法,在不同的比例增益系數(shù)時,對健康人進(jìn)行上肢在三維空間復(fù)合運(yùn)動的力輔助控制實(shí)驗(yàn),分別采集各關(guān)節(jié)力矩傳感器信號與各關(guān)節(jié)運(yùn)動角速度進(jìn)行比較,如圖5所示,(a)～(c)分別為比例增益系數(shù)為2時康復(fù)機(jī)器人第1、2、3關(guān)節(jié)的實(shí)驗(yàn)曲線,它表征了末端速度與末端作用力的關(guān)系.而(d)～(f)為比例增益系數(shù)為1時康復(fù)機(jī)器人第1、2、3關(guān)節(jié)的實(shí)驗(yàn)曲線,可觀察到關(guān)節(jié)速度與關(guān)節(jié)力矩的比值比前三者小.因此,根據(jù)臨床實(shí)驗(yàn)經(jīng)驗(yàn)調(diào)節(jié)比例增益系數(shù)的大小,可適用于不同肌肉運(yùn)動功能損傷的患者或適用于不同恢復(fù)期的患者.圖中曲線所示的運(yùn)動過程中,某關(guān)節(jié)速度出現(xiàn)停滯在0值處的現(xiàn)象為系統(tǒng)算法對力矩信息進(jìn)行判斷而認(rèn)為此時力矩信號小于設(shè)定閾值,受試者在該關(guān)節(jié)方向無任何運(yùn)動意圖,因此該關(guān)節(jié)速度為0,無任何動作.從采集到的關(guān)節(jié)力矩與關(guān)節(jié)速度的變化趨勢來看,關(guān)節(jié)速度對于力矩信息具有較好的實(shí)時跟隨效果,在健康人的實(shí)際試驗(yàn)中,受試者利用康復(fù)機(jī)器人實(shí)現(xiàn)對上肢運(yùn)動的力輔助控制過程中始終保持著肢體主動運(yùn)動的興奮性,達(dá)到了很好的訓(xùn)練效果