外骨骼式儿童下肢康复机器人设计与实验

丁远涛, 于随然

(上海交通大学 机械与动力工程学院,上海 200240,E-mail: yuantao.ding@sjtu.edu.cn)

脑性瘫痪由发育中的胎儿或婴幼儿脑部损伤所致,是我国最常见的儿童运动障碍疾病之一,新生儿发病率约为2‰～2.5‰[1]。脑性瘫痪的运动障碍常伴有感觉、知觉、认知、交流和行为障碍,以及癫痫及继发性肌肉骨骼问题[2],其中下肢的运动障碍会严重影响患儿的正常生活和成长,给患儿及家庭造成了极大痛苦。传统的康复方法依靠医师辅助进行,不仅依赖于医师的经验,枯燥、重复的康复过程对医师的体力精力也有很高的要求。下肢康复机器人很适合替代康复任务中这一重复繁琐的过程。其可以提供高强度的康复训练,减轻医师的工作负担。

研究表明,应用下肢康复机器人可以改善患儿的步态功能和关节活动度,与单纯由治疗师指导的物理治疗或作业治疗对比,在步行速度、步态对称性和粗大运动功能测试等方面均有提高[3]。

目前我国脑瘫儿童康复治疗的主要途径是集中式康复,脑瘫儿童的社区及家庭康复尚未普及[4],加之中西部患者接触高质量的医师资源有限,且据调查我国脑性瘫痪的患病率在不同地理区域之间存在显著差异,西南地区的患病率最高(2.80‰),华南地区最低(1.63‰),农村居民(2.75‰)比城市居民相比(1.90‰)更高[5],因此亟需高效的社区及家庭运动康复智能设备。

目前针对成人康复涉及下肢、上肢、手部[6-8]等多种类型的康复机器人,但针对儿童康复机器人的研究与产品主要集中于下肢康复机器人上。近年来国外多家机构开展了儿童下肢康复机器人的研究,部分产品已经投入市场使用。其中最知名的是瑞士Hocoma公司的Lokomat全自动步态康复系统,其主要由悬吊式重力补偿系统、外骨骼训练装置、同步跑台及交互反馈操作系统组成,根据临床实验有86%的患儿使用该设备训练后运动功能有所改善[9-10]。Walkbot-K[11]是P&S Mechanics公司为(86-148)cm的儿童设计的固定式下肢康复系统,由跑台、重力补偿系统、外骨骼三部分组成,根据患者病情可使用被动、主动辅助、主动三种训练模式。CPWalker[12]及ATLAS[13]是专为脑瘫儿童设计的移动可穿戴式外骨骼辅助步态康复训练装置,结合了动力外骨骼与助行器,使得脑瘫儿童可以在地面上自由行走以体验真实行走过程,相较于Lokomat等固定式康复机器人,其体积及质量小。Trexo[14]是由Trexo Robotics公司推出的面向家庭康复的机器人,由助行器Pacer Gait Trainer和4自由度外骨骼组成,提供了多样化的辅助支撑件、个性化训练参数设定、尺寸调节等功能。

国内目前针对儿童设计的康复机器人起步较晚,有北京大艾机器人科技有限公司[15]及布法罗机器人科技有限公司[16]公开了其儿童外骨骼产品,可实现减重、助行等功能,但目前仍处于研究阶段,还未投入临床使用。

因此针对我国面向脑瘫儿童的智能化康复设备匮乏的问题,本文设计了一款轻便灵巧的移动式下肢康复机器人,由辅助支撑小车和具备6个主动自由度的外骨骼机器人组成,不仅可应用于医院内康复,也适合家庭及社区康复。本文从脑瘫儿童的实际康复需求出发,完成了康复机器人的机械结构设计及控制系统设计,并搭建了实物样机,验证了机械及控制系统的有效性。

1 康复机器人方案设计

1.1 康复机器人总体方案设计

根据文献[17]对脑瘫患儿的运动能力随康复时间变化的研究,在5岁之前脑瘫患儿的运动能力经过康复迅速提高,而后趋于平缓,因而脑瘫儿童的抢救性康复应尽早开展。脑瘫患儿早期康复训练主要集中在卧位及坐位并由医师人工开展,待患儿获得一定立位能力后可使用本康复机器人在地面上完成行走康复训练,体验正常行走步态,促进神经重塑,矫正病理步态,增强肌肉力量,提高独立行走的能力。因而确定本康复机器人的适用人群为3～6岁的脑瘫儿童。

从低龄脑瘫儿童的康复需求及心理和病理特点出发,考虑需要着重关注三个方面:交互、平衡及训练。对于交互而言,需要考虑患儿的医从性问题,由于患儿的年龄较低、心智发育不成熟,其往往不能像成年人一样配合治疗,而导致康复效率低下,因而需要尽可能地提高患儿训练时的积极性和配合程度。对于平衡方面,由于脑瘫患儿可能具有平衡功能障碍,其本身在训练时就容易摔倒,这可能会给患儿造成恐惧心理而不利于康复,因而需要辅助平衡措施。对于训练方面,为满足家庭康复需求,在保证机构能够产生有效的康复动作的条件下,应尽量简化产品结构并缩减产品尺寸,同时需要能够实时监测患儿信息,确保训练安全性。综合以上几点,生成了儿童下肢康复机器人组件及模块概念示意图,如图1所示。

▲图1 儿童下肢康复机器人组件及模块概念示意图

根据图1中的概念方案,本文设计的康复机器人总体结构如图2所示。在医师进行人工康复时,往往会采用玩具、声音、话语等方式诱导儿童主动训练,因此人机交互模块中在患儿前方设置显示屏作为人机交互接口,提高患儿主动训练的积极性。为了保障康复训练时的安全性,辅助脑瘫患儿保持平衡,消除其恐惧心理,辅助平衡模块中采用了移动小车式助行器并设置了多样化支撑组件,起到承载外骨骼及患儿部分体重的作用,能够有效防止患儿失稳摔倒。康复训练模块中采用了髋膝踝6主动自由度驱动的外骨骼机器人,采用直流无刷电机驱动,关节驱动模组集成了电机、减速器、驱动板等部件,体积质量较小且能输出较大的扭矩。控制系统采用了主从分布式结构,主控制器位于前方的控制箱中,从驱动器分布于各个关节模块中。

1.2 外骨骼驱动模组

Chester[18]等人对于健康儿童三关节峰值力矩的测量结果如表1所示,经过计算,对于一名体重20 kg的患儿而言,其髋关节峰值力矩约为16.6 Nm,膝关节峰值力矩约为6.4 Nm,踝关节峰值力矩约为22 Nm。由于在训练过程中,助行器上的体重支撑机构会抵消患儿的部分体重,减轻患儿的负荷,同时患儿本身也具备一定的剩余运动能力,因此可适当降低电机力矩要求,提出外骨骼驱动模组的设计指标如表2所示。

表1 健康儿童三关节峰值力矩统计表

表2 外骨骼驱动模组设计指标

综合考量目前市面上所能购买的电机的尺寸、质量及额定扭矩,最终选择海泰机电设备有限公司生产的HT-N18型号无刷电机,其额定功率为80 W,额定扭矩18 Nm,额定转速42 rpm,峰值扭矩45 Nm,能够满足外骨骼驱动模组的需求。

2 康复机器人机械结构设计

由于脑瘫患儿的下肢异常类型多样,加之低龄患儿的肢体尺寸小,使得在该人群中引入下肢康复机器人的难度大,对机械设计提出了较高的要求,需要康复机器人保证安全性的同时又灵巧轻便,本章主要介绍外骨骼、髋距调节机构和升降机构这三部分关键部件的设计。

2.1 外骨骼机构设计

根据对脑瘫患儿的异常运动模式及异常姿势发病率的分析,建立关节运动功能与肌肉异常形式的映射,可知髋旋转、髋收展、踝旋转、踝翻转相对于髋屈伸、膝屈伸、踝屈伸发生异常的概率低[19],因此综合权衡机构的复杂度与各关节运动功能的重要度,最终选择人体矢状面内髋屈伸、膝屈伸、踝屈伸作为康复训练的主动驱动自由度,髋旋转、髋收展、踝旋转、踝翻转不设自由度而采取被动矫形的方式。外骨骼的总体结构与自由度的示意图如图3所示。

▲图3 外骨骼机构整体模型

▲图4 关节驱动模组爆炸示意图

整体采用模块化的设计思想,在髋关节、膝关节、踝关节处设置的关节驱动模组爆炸示意图如图4所示,髋关节的转动端连杆通过腿部连杆与膝关节的固定端连杆连接,以此类推实现各驱动模组的串联。单个关节驱动模组的整体尺寸为φ80 mm×70 mm,质量在800 g以内,结构紧凑轻巧,能够适应低龄脑瘫患儿肢体尺寸小的特点。

▲图5 机械限位示意图

为了保障在训练过程中的安全,在每个关节处均设置了机械限位,如图5所示,在转动端连杆处设置一凸起,在固定端支架处设置一凹槽,从而转动端连杆只能在凹槽范围内转动,在物理层面有效避免了突发意外情况时外骨骼因超出人体运动范围而对患儿造成伤害,设计的机械限位角度范围如表3所示。同时所设计的机械限位可以完整地隐藏在外壳内,有效防止患儿手指伸向机械限位间的夹缝而被夹手。

表3 机械限位角度范围

2.2 髋距调节机构设计

本文设计的外骨骼髋距调节机构如图6所示,以适应患儿的体型差异,左右各有3 cm的调节空间。其由锁紧装置、外骨骼连接杆和导轨滑块构成,外骨骼连接板通过螺丝固定在滑块上,滑块与导轨形成移动副。同时在外骨骼连接板上开两道凹槽,锁紧装置可通过该凹槽钳制住外骨骼连接板,防止其在训练过程中发生移动。

▲图6 髋距调节机构示意图

2.3 升降机构设计

本文设计的升降机构示意图如图7所示,以适应3～6岁儿童的身高变化。主体结构采用平行四边形四连杆机构,使用可控气弹簧作为可调节的伸缩部件。其中连杆lAB与lCD的长度均为260 mm,lAC与lDF的长度为100 mm,气弹簧行程为80 mm,经过计算外骨骼髋关节轴线距地面的高度可在43 cm～58 cm之间调节,而3～6岁儿童的髋关节轴线距地面高度约为44 cm～57 cm,因此设计的升降机构能够满足要求。

▲图7 升降机构示意图

3 康复机器人控制系统设计

控制系统不仅需要控制康复外骨骼机器人完成预定的康复训练动作,更是关乎到整个康复训练过程的安全性和稳定性,因而在保证控制系统具备足够的性能的情况下,须要确保整个系统可靠运行,本章主要介绍控制系统的整体架构、程序设计及外骨骼参考曲线的生成方法。

3.1 控制系统结构

本文设计的控制系统的整体架构如图8所示,采用主从分布式架构,主机与所有从机节点挂载在CAN(Controller Area Network)总线上,通过CAN协议通信,以保证数据收发的高实时性和高可靠性。

主机采用树莓派4B外加一块自制的基于STM32H743的扩展板,两者之间通过SPI总线通信,STM32H743自带CAN通信模块,通过CAN收发器芯片TJA1042/3挂载在CAN总线上。由于树莓派上运行的Linux操作系统是非实时操作系统,为了避免延时的不确定性,保证实时性与高可靠性,采取了两方面的措施。一方面在Linux内核中打入了Preempt RT实时补丁,提高操作系统的软实时性,另一方面利用了STM32扩展板的硬实时特性。在树莓派上运行人机交互程序,并通过HDMI接口与触摸显示屏相连,医师及家长可通过触摸显示屏操作人机交互软件完成训练参数的调整,也可以观察关节曲线等实时训练数据。在STM32上运行实时运动控制程序及安全保障监测程序,其能够以精确的频率向外骨骼关节驱动模组发送指令,并且能够实时响应异常中断,例如树莓派的操作系统突发死机,STM32能够即时控制外骨骼停止训练。

外骨骼关节驱动模组由购买的HT-N18电机和自制的基于GD32C103的电机驱动板组成,6个驱动模组均通过CAN总线与上位机通信。由于外骨骼主要运行在低速情况下,需要编码器具有较高的分辨率,否则在低速时的速度估计会产生较大的误差而造成速度闭环的不稳定,因而本文选用了18位分辨率的MT6825磁编码器。

▲图8 控制系统整体结构示意图

▲图9 控制程序流程示意图

3.2 控制系统程序设计

控制程序的流程示意图如图9所示,当设备上电后会进行各功能模块的初始化工作,初始化完成后控制外骨骼回到零位,而后可由医师设定步速、步频等康复训练参数,并选择是否开始训练。开始训练后,主机中的控制频率为500 Hz,即每间隔2 ms向关节驱动模组下达指令,同时关节驱动模组向上位机返回当前电机参数,从机中的FOC电流环频率为20 kHz,SVPWM频率为40 kHz。

各个关节驱动模组内的控制框图如图10所示,采用有感FOC控制算法,具备位置环、速度环、电流环的三闭环控制方法,电流采样使用德州仪器的电流检测放大芯片,采样电阻布置在半桥低侧并采用三电阻检测法,可根据当前扇区排除不稳定的那一相电流而采集另外两相上稳定的电流,并通过基尔霍夫电流定律计算得到第三相上的电流,以提高电流检测精度。

▲图10 关节驱动模组控制框图

由于外骨骼电机主要运行在低转速情况下,传统的M法或T法测速可能会产生较大的误差,并且编码器存在的随机噪声也会造成速度检测的误差,因而在本文中采用PLL锁相环算法估算转子速度,其框图如图11所示,转子估计速度可由PI控制器输出得到,转子位置可由转子估计速度的积分得到。使用MATLAB进行仿真,输入信号设为正弦波并添加随机高频噪声,仿真对比结果如图12所示,由于磁编码器分辨率高,噪声对角度检测影响较小,但对转速检测影响较大,直接使用Δθ/Δt计算转速会产生较大的误差,而使用锁相环能够有效滤除噪声,提高转速检测的精度。

▲图11 转子速度锁相环观测器

▲图12 使用锁相环与未使用锁相环的MATLAB仿真对比

3.3 外骨骼参考运动曲线生成

关节步态函数是外骨骼的参考运动依据,决定了步态行走的姿态和规律。本文使用正常儿童的步态曲线拟合函数作为外骨骼位置控制的参考运动曲线,步态点阵数据来自于CGA Normative Gait Database[20]中所测量的22位4～8岁(平均年龄5.8岁)的正常儿童在1.0 m/s步行速度下的步态数据。由于人体步态曲线函数呈周期性,因此采用傅里叶级数对三关节转角进行拟合,其模型如式(1)所示:

(1)

根据步态点阵数据直接拟合得到的髋关节曲线如式(2)所示,膝关节曲线如(3)所示,踝关节曲线如式(4)所示,单位均为度。

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)为儿童在固定1m/s步速下的关节曲线,为了实现步速和步幅的调整,引入步速和步幅调节因子,医师可在人机交互软件中进行修改。以髋关节曲线为例,引入调节因子后的步态曲线如式(5)所示,其中α为步速调节因子,β为步幅调节因子

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 实验分析

▲图13 搭建完成的物理样机

4.1 外骨骼关节轨迹跟踪实验

基于机械设计及控制系统设计,完成了儿童下肢移动式康复外骨骼机器人样机的研制,如图13所示。外骨骼各关节的期望轨迹采用了3.3节中正常儿童步行时的关节角度拟合曲线。经过三闭环PID参数的整定与调试,最终得到未上儿童情况下的三关节外骨骼轨迹跟踪情况如图14～图16所示,每幅图中上方虚线为期望的关节角度曲线,实线为实际关节角度曲线,下方为跟踪角度误差曲线。

▲图14 髋关节轨迹跟踪曲线

▲图15 膝关节轨迹跟踪曲线

▲图16 踝关节轨迹跟踪曲线

实验结果表明各关节位置控制效果良好,实际运动曲线能够较好地跟踪上期望曲线,三个关节的最大跟踪误差均在±0.5°以内,满足康复训练的位置控制精度要求。

4.2 康复机器人地面行走实验

在未上儿童情况下的康复机器人地面行走实验过程如图17所示。实验结果表明,康复外骨骼机器人在移动小车的辅助平衡下,蹬地有力,迈步平稳,能够保持稳定并向前行走,证明各个关节之间协作良好,可以达到辅助脑瘫儿童完成康复训练所需的正常步态的目的。

▲图17 康复机器人地面行走实验图

5 结论

本文以脑瘫儿童的康复训练需求出发,从总体方案设计、机械结构设计、控制系统设计及样机实验四个方面介绍了研究工作,提出了一种儿童下肢移动式康复外骨骼机器人。从患儿心理及病理特点出发介绍了总体设计方案,确定了关节驱动模组的设计参数及电机选型。机械结构上采用移动小车式助行器结合6主动自由度外骨骼,能够有效保障训练时的安全性,同时整体结构灵巧轻便,适合在家庭中使用。控制系统采用主从结构,主机通过单片机扩展板保证实时性和安全性,关节驱动模组通过三闭环实现位置控制,通过锁相环算法实现转速滤波,提高检测精度。最后研制了儿童下肢康复外骨骼机器人样机,并通过关节轨迹跟踪实验及裸机地面行走实验验证了机械系统及控制系统的有效性,为后续康复机器人结构的进一步优化和临床实验提供了基础。