七自由度上肢外骨骼康復機器人設計與仿真①

邱 洵, 李憲華, 杜鵬飛, 蔡 鈺

(安徽理工大學人工智能學院,安徽 淮南 232001)

0 引 言

我國正面臨著全球最大的卒中挑戰,據統計[1],2019年我國新增的卒中病例為394萬例,卒中患者總數達到2876萬例,而卒中死亡人數高達219萬例。腦卒中會降低患者對肌肉的控制能力,導致患者產生嚴重的軀體功能障礙。由神經可塑性原理[2],采用具有目標導向性的康復訓練有望改善患者患側肢體的運動功能的恢復。傳統的康復治療通常要求患者在康復醫師的指導下完成大量重復的康復訓練動作。然而,鑒于專業康復醫師的數量和訓練動作的精度和效果受限,該方法難以滿足患者的需求。根據臨床調查,機器人輔助中風康復能夠有效提高治療效果[3]。上肢康復機器人按照不同的構型可以分為兩類:一類為末端牽引式,另一類為外骨骼式。例如ANYexo2.0[4]上肢康復機器人,其具有九個主動自由度,肩部具有五個主動自由度,人機耦合性和柔順性較高,該機器人系統實現了足夠的運動范圍(ROM),可操作度,速度和強度。u-Rob[5]上肢康復機器人,其優點是同時具有末端牽引式和外骨骼式康復機器人的功能,并且其上臂袖帶中安裝有紐扣式力傳感器可以用來測量患者上臂的相互作用力。Harmony[6]上肢康復機器人,其可以同時帶動患者的左右臂進行康復訓練,肩部三個關節旋轉軸線非正交,機械臂的工作空間較大。

1 上肢外骨骼機器人結構設計

機器人結構設計的好壞直接影響了機器人的性能,上肢外骨骼康復機器人的結構設計要從機構安全性、人機耦合性、結構輕量化與靈巧性出發。首先,康復機器人各個關節要具備機械限位裝置,以確保卒中患者使用過程中的安全。其次,機器人各個關節旋轉軸線要與人體上肢所對應的關節軸線相匹配,并根據人體工程學設計被動自由度以提高人機耦合性。最后,在滿足強度與使用要求的情況下,通過有限元分析軟件,減小機器人各部分的尺寸與重量、優化結構,使機器人的體積變小、重量降低、結構靈巧。

人體上肢主要由肩部、肘部和腕部三個關節組成,其運動復雜,冗余度高。上肢外骨骼機器人一共具有七個主動自由度,分別為肩部三個自由度,肘部一個自由度和腕部三個自由度,三維模型采用SolidWorks進行設計,具體模型如圖1所示。為滿足不同人群的使用,由中國成年人人體尺寸GB1000-88[7],得到成年人臂長和坐姿肩高如表1所示,從而確定機械臂主要部分的尺寸,其中機械臂坐姿肩高調節范圍為870 mm -1130 mm,上臂長度調節范圍為250 mm -350 mm,前臂長度調節范圍為185 mm -270 mm。

表1 中國成年人臂長和坐姿肩高

根據表1設計外骨骼機器人坐姿肩高為1000mm,上臂長度為320mm,前臂長度為240mm。根據人體上肢運動可達范圍設計機械臂各自由度的運動范圍,如表2所示。

表2 七自由度機械臂關節運動參數

圖1 上肢外骨骼康復機器人模型

2 上肢外骨骼機器人驅動方案

液壓驅動、氣壓驅動和電機驅動是機器人常用的驅動方式[8]。但考慮到成本、安全性、控制效果及維修方便等因素,現有的上肢康復機器人絕大多數都選擇采用電機作為機器人的驅動方式。機器人常用的控制電機有直流電機、伺服電機和步進電機。由于步進電機存在低速振動、控制精度低且無反饋調節功能,一般不作為康復機器人的驅動設備。對于康復機器人來說,需具備高精度、高穩定性和反饋調節等特性,因此通常在驅動方案上會選擇伺服電機。但考慮到人體上肢運動的低速性,需要通過減速器來降低伺服電機的轉速,以提高康復訓練的安全性。而諧波減速器具有高精度、大扭矩、運行平穩等優點,并且體積小、重量輕,符合機器人康復訓練的要求。伺服電機-諧波減速器驅動模塊如圖2所示。

圖2 伺服電機-諧波減速器驅動模塊

機器人各關節所需的驅動力從基座到末端執行器是依次遞減的,為此康復機器人肩部與肘部四個自由度采用伺服電機加諧波減速器作為驅動模塊,而腕部三個自由度由于所需驅動力較小,因此采用直流減速電機作為驅動模塊。

圖3 機器人連桿坐標系

3 運動學分析

3.1 建立機器人D-H坐標系模型

根據七自由度上肢外骨骼康復機器人的構型特點,采用D-H法建立各個連桿的連桿坐標系,并將該構型的基坐標系原點設在肩關節1處,由于肩部三個關節和腕部三個關節的旋轉軸線都相交于一點,為簡化模型,分別把肩部三個坐標系和腕部三個坐標系進行重合,機器人完整的連桿坐標系如圖3所示。完成坐標系的建立后,根據連桿的坐標系關系,得到機器人的D-H參數見表3所示。

表3 機器人D-H參數

3.2 正運動學分析

(1)

式(1)中,sθi=sinθi,cθi=cosθi;sαi-1=sinαi-1;cαi-1=cosαi-1。

由式(1)可以得到桿件的變換矩陣為:

將上面的矩陣依次相乘,便可以得到機械臂末端在固定坐標系下的位姿變換矩陣為式(2):

(2)

式(2)中,n為機械臂末端的法線矢量;o為機械臂末端的方向矢量;a為機械臂末端的接近矢量;p為機械臂末端的位置矢量。

4 基于ADAMS的動力學仿真

4.1 機器人ADAMS建模

ADAMS軟件屬于機械產品中虛擬產品開發領域的專業軟件。它通過多體動力學模型和虛擬實驗的建立,旨在幫助設計者在產品開發階段中發現設計缺陷,并提供改進方法。在機器人動力學分析方面,該軟件主要是通過在軟件中設置與實際情況相符的參數,進行仿真,以獲取各關節所需的驅動力或力矩。

通過SolidWorks建立如圖1所示的七自由度上肢外骨骼康復機器人的簡化模型,并將模型導入ADAMS仿真軟件中,導入模型后對機器人各個構件的材料屬性和轉動慣量通過SolidWorks測量得到的數據進行定義,確定各個關節之間的連接與約束后,為各個關節添加摩擦系數,約束添加后的模型如圖4所示,圖中水平方向為x軸,豎直方向為y軸,z軸通過右手定則判定。

圖4 機器人約束與驅動圖

4.2 添加驅動并仿真

通過MATLAB利用5次多項式插值函數對機械臂進行軌跡規劃,機械臂各關節角度從(0 °,0°,0°,0°,0°,0°,0°)變化為(100 °,30°,-40°,110°,30°,50°,60°),得到該過程中關節1-關節7的角度隨時間變化的數據,時間設置為1s,采樣步數設置為41。

將MATLAB中得到的各個運動關節的角度數據導出,然后在ADAMS中,將該數據作為數據單元導入模型中形成SPLINE曲線[9]。采用CUBSPL函數[10]作為模型的驅動函數。機械臂第一個關節的驅動函數為CUBSPL(time,0,SPLINE_1,0),其余各關節驅動函數則與之類似。

考慮到機械臂在真實情況下是帶動患者上肢進行康復運動的,所以仿真時要考慮患肢的重量對機械臂運動的影響,根據GB17245-1998成年人人體質心的數據,計算得到上臂、前臂和手的質量分別為1.86kg,0.88kg和0.45kg。將患者上臂、前臂和手由重力而產生的力分別作用于機械臂的模型上,最后,設置仿真時間為1s,仿真步數為500,點擊仿真按鈕。仿真完成后可以在后處理模塊中查看運動仿真過程中各個關節所受的力矩隨角度變化情況。

其中關節1-關節4所受的力矩隨關節角度變化如圖5所示。

(1)關節1所受力矩隨角度變化圖

(2)關節2所受力矩隨角度變化圖

(3)關節3所受力矩隨角度變化圖

(4)關節4所受力矩隨角度變化圖

由圖5得到關節1、關節2、關節3和關節4在該運動過程中所受力矩的最大值分別為66.98Nm,28.99Nm,39.99Nm和15.21Nm。并且圖5的(1),(3)和(4)顯示當t=0時關節1、關節3和關節4受到的初始力矩分別為24.24Nm,39.99Nm和9.13Nm,這是電機在剛啟動時為克服機械臂自身的重力以及患者上肢的重力所產生的,經過靜力學的計算,仿真結果與計算結果相符。圖5的(2),(3)顯示關節2、關節3分別在t=0.458s和t=0.518s時所受的力矩為0,這是由于該時刻作用在機械臂上的合力方向與關節的旋轉軸線方向在空間上平行所導致的。圖5中關節1-關節4的力矩變化曲線是較為平滑的,說明該過程中機械臂的運動是平穩的。通過得到的關節1-關節4的峰值力矩可以為后續康復機器人設計與電機選型提供參考與判斷。

5 結 語

通過對人體生理學結構的分析,在滿足患者日常使用需求的條件下,設計了一種七自由度的上肢外骨骼康復機器人。利用D-H法建立機器人的坐標系,基于MATLAB中的RoboticsToolbox建立機器人的數學模型并驗證了正運動學方程的正確性,得到機器人各關節角度變化曲線,利用SolidWorks建立機器人的簡化模型并導入ADAMS中,將關節角度變化曲線的數據作為機器人的驅動,得到機器人各關節所受力矩變化情況,為后續康復機器人的設計與各關節的電機選型提供依據。