外骨骼式兒童下肢康復機器人設計與實驗

丁遠濤, 于隨然

(上海交通大學 機械與動力工程學院,上海 200240,E-mail: yuantao.ding@sjtu.edu.cn)

腦性癱瘓由發育中的胎兒或嬰幼兒腦部損傷所致,是我國最常見的兒童運動障礙疾病之一,新生兒發病率約為2‰～2.5‰[1]。腦性癱瘓的運動障礙常伴有感覺、知覺、認知、交流和行為障礙,以及癲癇及繼發性肌肉骨骼問題[2],其中下肢的運動障礙會嚴重影響患兒的正常生活和成長,給患兒及家庭造成了極大痛苦。傳統的康復方法依靠醫師輔助進行,不僅依賴于醫師的經驗,枯燥、重復的康復過程對醫師的體力精力也有很高的要求。下肢康復機器人很適合替代康復任務中這一重復繁瑣的過程。其可以提供高強度的康復訓練,減輕醫師的工作負擔。

研究表明,應用下肢康復機器人可以改善患兒的步態功能和關節活動度,與單純由治療師指導的物理治療或作業治療對比,在步行速度、步態對稱性和粗大運動功能測試等方面均有提高[3]。

目前我國腦癱兒童康復治療的主要途徑是集中式康復,腦癱兒童的社區及家庭康復尚未普及[4],加之中西部患者接觸高質量的醫師資源有限,且據調查我國腦性癱瘓的患病率在不同地理區域之間存在顯著差異,西南地區的患病率最高(2.80‰),華南地區最低(1.63‰),農村居民(2.75‰)比城市居民相比(1.90‰)更高[5],因此亟需高效的社區及家庭運動康復智能設備。

目前針對成人康復涉及下肢、上肢、手部[6-8]等多種類型的康復機器人,但針對兒童康復機器人的研究與產品主要集中于下肢康復機器人上。近年來國外多家機構開展了兒童下肢康復機器人的研究,部分產品已經投入市場使用。其中最知名的是瑞士Hocoma公司的Lokomat全自動步態康復系統,其主要由懸吊式重力補償系統、外骨骼訓練裝置、同步跑臺及交互反饋操作系統組成,根據臨床實驗有86%的患兒使用該設備訓練后運動功能有所改善[9-10]。Walkbot-K[11]是P&S Mechanics公司為(86-148)cm的兒童設計的固定式下肢康復系統,由跑臺、重力補償系統、外骨骼三部分組成,根據患者病情可使用被動、主動輔助、主動三種訓練模式。CPWalker[12]及ATLAS[13]是專為腦癱兒童設計的移動可穿戴式外骨骼輔助步態康復訓練裝置,結合了動力外骨骼與助行器,使得腦癱兒童可以在地面上自由行走以體驗真實行走過程,相較于Lokomat等固定式康復機器人,其體積及質量小。Trexo[14]是由Trexo Robotics公司推出的面向家庭康復的機器人,由助行器Pacer Gait Trainer和4自由度外骨骼組成,提供了多樣化的輔助支撐件、個性化訓練參數設定、尺寸調節等功能。

國內目前針對兒童設計的康復機器人起步較晚,有北京大艾機器人科技有限公司[15]及布法羅機器人科技有限公司[16]公開了其兒童外骨骼產品,可實現減重、助行等功能,但目前仍處于研究階段,還未投入臨床使用。

因此針對我國面向腦癱兒童的智能化康復設備匱乏的問題,本文設計了一款輕便靈巧的移動式下肢康復機器人,由輔助支撐小車和具備6個主動自由度的外骨骼機器人組成,不僅可應用于醫院內康復,也適合家庭及社區康復。本文從腦癱兒童的實際康復需求出發,完成了康復機器人的機械結構設計及控制系統設計,并搭建了實物樣機,驗證了機械及控制系統的有效性。

1 康復機器人方案設計

1.1 康復機器人總體方案設計

根據文獻[17]對腦癱患兒的運動能力隨康復時間變化的研究,在5歲之前腦癱患兒的運動能力經過康復迅速提高,而后趨于平緩,因而腦癱兒童的搶救性康復應盡早開展。腦癱患兒早期康復訓練主要集中在臥位及坐位并由醫師人工開展,待患兒獲得一定立位能力后可使用本康復機器人在地面上完成行走康復訓練,體驗正常行走步態,促進神經重塑,矯正病理步態,增強肌肉力量,提高獨立行走的能力。因而確定本康復機器人的適用人群為3～6歲的腦癱兒童。

從低齡腦癱兒童的康復需求及心理和病理特點出發,考慮需要著重關注三個方面:交互、平衡及訓練。對于交互而言,需要考慮患兒的醫從性問題,由于患兒的年齡較低、心智發育不成熟,其往往不能像成年人一樣配合治療,而導致康復效率低下,因而需要盡可能地提高患兒訓練時的積極性和配合程度。對于平衡方面,由于腦癱患兒可能具有平衡功能障礙,其本身在訓練時就容易摔倒,這可能會給患兒造成恐懼心理而不利于康復,因而需要輔助平衡措施。對于訓練方面,為滿足家庭康復需求,在保證機構能夠產生有效的康復動作的條件下,應盡量簡化產品結構并縮減產品尺寸,同時需要能夠實時監測患兒信息,確保訓練安全性。綜合以上幾點,生成了兒童下肢康復機器人組件及模塊概念示意圖,如圖1所示。

▲圖1 兒童下肢康復機器人組件及模塊概念示意圖

根據圖1中的概念方案,本文設計的康復機器人總體結構如圖2所示。在醫師進行人工康復時,往往會采用玩具、聲音、話語等方式誘導兒童主動訓練,因此人機交互模塊中在患兒前方設置顯示屏作為人機交互接口,提高患兒主動訓練的積極性。為了保障康復訓練時的安全性,輔助腦癱患兒保持平衡,消除其恐懼心理,輔助平衡模塊中采用了移動小車式助行器并設置了多樣化支撐組件,起到承載外骨骼及患兒部分體重的作用,能夠有效防止患兒失穩摔倒?？祻陀柧毮K中采用了髖膝踝6主動自由度驅動的外骨骼機器人,采用直流無刷電機驅動,關節驅動模組集成了電機、減速器、驅動板等部件,體積質量較小且能輸出較大的扭矩?？刂葡到y采用了主從分布式結構,主控制器位于前方的控制箱中,從驅動器分布于各個關節模塊中。

1.2 外骨骼驅動模組

Chester[18]等人對于健康兒童三關節峰值力矩的測量結果如表1所示,經過計算,對于一名體重20 kg的患兒而言,其髖關節峰值力矩約為16.6 Nm,膝關節峰值力矩約為6.4 Nm,踝關節峰值力矩約為22 Nm。由于在訓練過程中,助行器上的體重支撐機構會抵消患兒的部分體重,減輕患兒的負荷,同時患兒本身也具備一定的剩余運動能力,因此可適當降低電機力矩要求,提出外骨骼驅動模組的設計指標如表2所示。

表1 健康兒童三關節峰值力矩統計表

表2 外骨骼驅動模組設計指標

綜合考量目前市面上所能購買的電機的尺寸、質量及額定扭矩,最終選擇海泰機電設備有限公司生產的HT-N18型號無刷電機,其額定功率為80 W,額定扭矩18 Nm,額定轉速42 rpm,峰值扭矩45 Nm,能夠滿足外骨骼驅動模組的需求。

2 康復機器人機械結構設計

由于腦癱患兒的下肢異常類型多樣,加之低齡患兒的肢體尺寸小,使得在該人群中引入下肢康復機器人的難度大,對機械設計提出了較高的要求,需要康復機器人保證安全性的同時又靈巧輕便,本章主要介紹外骨骼、髖距調節機構和升降機構這三部分關鍵部件的設計。

2.1 外骨骼機構設計

根據對腦癱患兒的異常運動模式及異常姿勢發病率的分析,建立關節運動功能與肌肉異常形式的映射,可知髖旋轉、髖收展、踝旋轉、踝翻轉相對于髖屈伸、膝屈伸、踝屈伸發生異常的概率低[19],因此綜合權衡機構的復雜度與各關節運動功能的重要度,最終選擇人體矢狀面內髖屈伸、膝屈伸、踝屈伸作為康復訓練的主動驅動自由度,髖旋轉、髖收展、踝旋轉、踝翻轉不設自由度而采取被動矯形的方式。外骨骼的總體結構與自由度的示意圖如圖3所示。

▲圖3 外骨骼機構整體模型

▲圖4 關節驅動模組爆炸示意圖

整體采用模塊化的設計思想,在髖關節、膝關節、踝關節處設置的關節驅動模組爆炸示意圖如圖4所示,髖關節的轉動端連桿通過腿部連桿與膝關節的固定端連桿連接,以此類推實現各驅動模組的串聯。單個關節驅動模組的整體尺寸為φ80 mm×70 mm,質量在800 g以內,結構緊湊輕巧,能夠適應低齡腦癱患兒肢體尺寸小的特點。

▲圖5 機械限位示意圖

為了保障在訓練過程中的安全,在每個關節處均設置了機械限位,如圖5所示,在轉動端連桿處設置一凸起,在固定端支架處設置一凹槽,從而轉動端連桿只能在凹槽范圍內轉動,在物理層面有效避免了突發意外情況時外骨骼因超出人體運動范圍而對患兒造成傷害,設計的機械限位角度范圍如表3所示。同時所設計的機械限位可以完整地隱藏在外殼內,有效防止患兒手指伸向機械限位間的夾縫而被夾手。

表3 機械限位角度范圍

2.2 髖距調節機構設計

本文設計的外骨骼髖距調節機構如圖6所示,以適應患兒的體型差異,左右各有3 cm的調節空間。其由鎖緊裝置、外骨骼連接桿和導軌滑塊構成,外骨骼連接板通過螺絲固定在滑塊上,滑塊與導軌形成移動副。同時在外骨骼連接板上開兩道凹槽,鎖緊裝置可通過該凹槽鉗制住外骨骼連接板,防止其在訓練過程中發生移動。

▲圖6 髖距調節機構示意圖

2.3 升降機構設計

本文設計的升降機構示意圖如圖7所示,以適應3～6歲兒童的身高變化。主體結構采用平行四邊形四連桿機構,使用可控氣彈簧作為可調節的伸縮部件。其中連桿lAB與lCD的長度均為260 mm,lAC與lDF的長度為100 mm,氣彈簧行程為80 mm,經過計算外骨骼髖關節軸線距地面的高度可在43 cm～58 cm之間調節,而3～6歲兒童的髖關節軸線距地面高度約為44 cm～57 cm,因此設計的升降機構能夠滿足要求。

▲圖7 升降機構示意圖

3 康復機器人控制系統設計

控制系統不僅需要控制康復外骨骼機器人完成預定的康復訓練動作,更是關乎到整個康復訓練過程的安全性和穩定性,因而在保證控制系統具備足夠的性能的情況下,須要確保整個系統可靠運行,本章主要介紹控制系統的整體架構、程序設計及外骨骼參考曲線的生成方法。

3.1 控制系統結構

本文設計的控制系統的整體架構如圖8所示,采用主從分布式架構,主機與所有從機節點掛載在CAN(Controller Area Network)總線上,通過CAN協議通信,以保證數據收發的高實時性和高可靠性。

主機采用樹莓派4B外加一塊自制的基于STM32H743的擴展板,兩者之間通過SPI總線通信,STM32H743自帶CAN通信模塊,通過CAN收發器芯片TJA1042/3掛載在CAN總線上。由于樹莓派上運行的Linux操作系統是非實時操作系統,為了避免延時的不確定性,保證實時性與高可靠性,采取了兩方面的措施。一方面在Linux內核中打入了Preempt RT實時補丁,提高操作系統的軟實時性,另一方面利用了STM32擴展板的硬實時特性。在樹莓派上運行人機交互程序,并通過HDMI接口與觸摸顯示屏相連,醫師及家長可通過觸摸顯示屏操作人機交互軟件完成訓練參數的調整,也可以觀察關節曲線等實時訓練數據。在STM32上運行實時運動控制程序及安全保障監測程序,其能夠以精確的頻率向外骨骼關節驅動模組發送指令,并且能夠實時響應異常中斷,例如樹莓派的操作系統突發死機,STM32能夠即時控制外骨骼停止訓練。

外骨骼關節驅動模組由購買的HT-N18電機和自制的基于GD32C103的電機驅動板組成,6個驅動模組均通過CAN總線與上位機通信。由于外骨骼主要運行在低速情況下,需要編碼器具有較高的分辨率,否則在低速時的速度估計會產生較大的誤差而造成速度閉環的不穩定,因而本文選用了18位分辨率的MT6825磁編碼器。

▲圖8 控制系統整體結構示意圖

▲圖9 控制程序流程示意圖

3.2 控制系統程序設計

控制程序的流程示意圖如圖9所示,當設備上電后會進行各功能模塊的初始化工作,初始化完成后控制外骨骼回到零位,而后可由醫師設定步速、步頻等康復訓練參數,并選擇是否開始訓練。開始訓練后,主機中的控制頻率為500 Hz,即每間隔2 ms向關節驅動模組下達指令,同時關節驅動模組向上位機返回當前電機參數,從機中的FOC電流環頻率為20 kHz,SVPWM頻率為40 kHz。

各個關節驅動模組內的控制框圖如圖10所示,采用有感FOC控制算法,具備位置環、速度環、電流環的三閉環控制方法,電流采樣使用德州儀器的電流檢測放大芯片,采樣電阻布置在半橋低側并采用三電阻檢測法,可根據當前扇區排除不穩定的那一相電流而采集另外兩相上穩定的電流,并通過基爾霍夫電流定律計算得到第三相上的電流,以提高電流檢測精度。

▲圖10 關節驅動模組控制框圖

由于外骨骼電機主要運行在低轉速情況下,傳統的M法或T法測速可能會產生較大的誤差,并且編碼器存在的隨機噪聲也會造成速度檢測的誤差,因而在本文中采用PLL鎖相環算法估算轉子速度,其框圖如圖11所示,轉子估計速度可由PI控制器輸出得到,轉子位置可由轉子估計速度的積分得到。使用MATLAB進行仿真,輸入信號設為正弦波并添加隨機高頻噪聲,仿真對比結果如圖12所示,由于磁編碼器分辨率高,噪聲對角度檢測影響較小,但對轉速檢測影響較大,直接使用Δθ/Δt計算轉速會產生較大的誤差,而使用鎖相環能夠有效濾除噪聲,提高轉速檢測的精度。

▲圖11 轉子速度鎖相環觀測器

▲圖12 使用鎖相環與未使用鎖相環的MATLAB仿真對比

3.3 外骨骼參考運動曲線生成

關節步態函數是外骨骼的參考運動依據,決定了步態行走的姿態和規律。本文使用正常兒童的步態曲線擬合函數作為外骨骼位置控制的參考運動曲線,步態點陣數據來自于CGA Normative Gait Database[20]中所測量的22位4～8歲(平均年齡5.8歲)的正常兒童在1.0 m/s步行速度下的步態數據。由于人體步態曲線函數呈周期性,因此采用傅里葉級數對三關節轉角進行擬合,其模型如式(1)所示:

(1)

根據步態點陣數據直接擬合得到的髖關節曲線如式(2)所示,膝關節曲線如(3)所示,踝關節曲線如式(4)所示,單位均為度。

θ1(t)=-16.81-20.87cos(1.237t)-1.304sin (1.237t)+1.513cos (2.474t)+3.333sin (2.474t)+0.688 2cos (3.711t)-1.1sin (3.711t)

(2)

θ2(t)=18.7+0.1064cos(1.237t)-16.62sin(1.237t)-13.1cos(2.474t)+3.755sin(2.474t)-0.997 7cos(3.711t)+3.497sin(3.711t)

(3)

θ3(t)=5.043-4.276cos(1.237t)+4.706sin(1.237t)+4.69cos(2.474t)-0.8447sin(2.474t)-0.158 4cos(3.711t)-3.212sin(3.711t)

(4)

式(2)～(4)為兒童在固定1m/s步速下的關節曲線,為了實現步速和步幅的調整,引入步速和步幅調節因子,醫師可在人機交互軟件中進行修改。以髖關節曲線為例,引入調節因子后的步態曲線如式(5)所示,其中α為步速調節因子,β為步幅調節因子

θ1(t)=[-16.81-20.87cos(2π/60·α·t)-1.304sin(2π/60·α·t)+1.513cos(4π/60·α·t)+3.333sin(4π/60·α·t)+0.688 2cos(6π/60·α·t)-1.1sin(6π/60·α·t)]·β

(5)

4 實驗分析

▲圖13 搭建完成的物理樣機

4.1 外骨骼關節軌跡跟蹤實驗

基于機械設計及控制系統設計,完成了兒童下肢移動式康復外骨骼機器人樣機的研制,如圖13所示。外骨骼各關節的期望軌跡采用了3.3節中正常兒童步行時的關節角度擬合曲線。經過三閉環PID參數的整定與調試,最終得到未上兒童情況下的三關節外骨骼軌跡跟蹤情況如圖14～圖16所示,每幅圖中上方虛線為期望的關節角度曲線,實線為實際關節角度曲線,下方為跟蹤角度誤差曲線。

▲圖14 髖關節軌跡跟蹤曲線

▲圖15 膝關節軌跡跟蹤曲線

▲圖16 踝關節軌跡跟蹤曲線

實驗結果表明各關節位置控制效果良好,實際運動曲線能夠較好地跟蹤上期望曲線,三個關節的最大跟蹤誤差均在±0.5°以內,滿足康復訓練的位置控制精度要求。

4.2 康復機器人地面行走實驗

在未上兒童情況下的康復機器人地面行走實驗過程如圖17所示。實驗結果表明,康復外骨骼機器人在移動小車的輔助平衡下,蹬地有力,邁步平穩,能夠保持穩定并向前行走,證明各個關節之間協作良好,可以達到輔助腦癱兒童完成康復訓練所需的正常步態的目的。

▲圖17 康復機器人地面行走實驗圖

5 結論

本文以腦癱兒童的康復訓練需求出發,從總體方案設計、機械結構設計、控制系統設計及樣機實驗四個方面介紹了研究工作,提出了一種兒童下肢移動式康復外骨骼機器人。從患兒心理及病理特點出發介紹了總體設計方案,確定了關節驅動模組的設計參數及電機選型。機械結構上采用移動小車式助行器結合6主動自由度外骨骼,能夠有效保障訓練時的安全性,同時整體結構靈巧輕便,適合在家庭中使用?？刂葡到y采用主從結構,主機通過單片機擴展板保證實時性和安全性,關節驅動模組通過三閉環實現位置控制,通過鎖相環算法實現轉速濾波,提高檢測精度。最后研制了兒童下肢康復外骨骼機器人樣機,并通過關節軌跡跟蹤實驗及裸機地面行走實驗驗證了機械系統及控制系統的有效性,為后續康復機器人結構的進一步優化和臨床實驗提供了基礎。