多自由度力覺輔助遠程康復訓練機械臂(編輯修改稿)

　

【文章內容簡介】 A′′′B′′′C′′′所示。這樣我們如果反過來控制A端或B端時，就可以帶動C端完成我們希望完成的運動到達我們希望到達的位置。通過A點與B點的不同位置組合，C點便能到達方框內的任意位置。以上實現的是平面內的運動即兩個方向上的運動，我們將這個機構安裝于活動轉臺上時就可以完成第三個自由度。當機械臂繞著Z軸轉動時，C則能實現前后方向上的運動，由此三個方向組合便實現了三個自由度的運動。基于以上的設計思想，建立機構的數學模型。這個機構的特點是當A—Tx—Tz在一條直線時，A點的在水平方向的運動由Tx控制，A點在垂直方向的運動由Tz控制。如圖所示，它由AD、DCTz、BTx、CTx等四桿組成，由Tx、Tz兩個滑塊控制X、Z兩個方向的運動，再加上繞Z軸的轉動，形成成三維空間運動所需要的三個自由度。根據圖示的坐標系中機構的幾何關系，可以列出機械臂被動訓練（由電機驅動機械臂幫助患者完成康復訓練動作）時它的運動方程，輸入的運動為：x、θ、z時 由運動方程得到，Z方向的運動與其它運動不會發生耦合。由于ix,iz等都大于1，可見，這是一個將直線運動機構的運動放大的機構，有利于采用較小的結構獲得較大的工作空間，當然，相應地提高了電機的效率。主動訓練（患者主動完成康復訓練動作）時，可以利用X、Z互不相關的特性，固定θ，輸入的運動為X、Z，則：從上式可看出，康復訓練機器人末端較大的運動變成了控制件Tx和Tz較小的運動，因此，從訓練者角度看是一個“省力的機構”，有利于病人訓練過程的順利進行。當采用合適的控制策略，對XY運動解耦，可以實現三維空間的運動康復訓練。當醫生對病人進行訓練時，運動方程為： 在此傳動方程下，醫生和病人之間有一種翻手腕的感覺，符合康復訓練的基本規則，而Z方向的同向，又不會使病人和醫生之間感覺別扭，因此，主從機構實現了運動間的完全透明性。由于X=0、Y=0表示機構完全合并成一條直線，這是機構的一個奇點，雖然從零位始，機構的幾何運動空間得到全部應用，表面上看機構可以有更大的工作空間，但實際上，由于機構構件間的干涉，以及三維空間運動受到桿件長度的制約，將這個位置作為運動起始點并不不能使總的工作空間最大，從圖上也可以看出，當X方向的運動到達極限位置時，Z方向將不能運動，因此，要研究機構的工作空間并做優化。 本機構的另一外特點是：不僅克服了連桿機構傳動比不恒定的不利影響 ，而且傳動比完全由桿長確定，同時傳動比的大小受以下因素限制：傳動比越大，主動件的運動越小，有利于傳動機構的小型化，但會給電機提出更高的要求，并增大功率，增大電機的體積，因此，過大的傳動比反而會使機構的體積增大。X、Z方向的運動范圍有關，X、Z方向的運動極限。 不同傳動比ix條件下X、Z方向的運動極限由于Z方向的運動可正可負，因此，我們畫出一條Z/X＝，用這條線與各曲線的交點來確定運動空間，同時考慮傳動機構的設計。從上可看出，當傳動比大于1：5時，曲線趨于重合，表明工作空間不會再擴大，因此，取傳動比為1：5，工作的起始位置可由作圖的方法試求后再調整得到。我們同時還必須注意到這樣運動有一定的不足。因為這個機構安裝于活動轉臺上完成第三個自由度。被動桿在完成Y軸方向的直線行程時實際上做的是圓周運動與直線運動合成的曲線運動。解決這個問題的辦法是在控制算法中加入補償環節。 機械臂運動圖，主要由機械臂、手柄、位置傳感器、離合器、接近開關、絲杠、滑塊機構及伺服電機和底座構成。手柄安裝在機械臂的一端，病人握住就可以進行治療。機械臂的一端安裝力傳感器，力傳感器采用應變計式側力傳感器，用于測量人手和機械臂之間作用力，%。另一端用于放置醫生的手。醫生可以主動牽引病人的手臂進行運動。機械臂的設計采用并行連桿機構，原理在前文有述。計算機通過控制伺服電機帶動絲杠控制A桿的位置；通過絲杠和滑塊機構的組合運動控制B桿的位置。絲杠的末端與位置傳感器相連，以控制機械臂轉動的角度。位置傳感器安裝于低速度的絲杠末端，為了保證測量精度我們選用了高性能的位置傳感器。考慮到電機的軸與角位移傳感器的軸不可能完全對心，為防止剛性撞擊，增加接近開關。離合器可以使絲杠與伺服電機分開，當電機動力分開時有醫生牽引患者運動，當電機動力結合時有計算機控制進行治療。 多自由度力覺輔助遠程康復訓練機械臂機構圖 由于采用了平行連桿機構，平行連桿機構平衡問題是普遍存在的問題。機械臂在設計中的平衡也就成了重點。因為在使用的時候機械臂的一端有患者使用時，將導致機械臂一端的重力很大。我們現在解決的辦法是在機械臂的另外一端增加配種塊，但是這種配種的方法缺點是配平的重量固定，不夠靈活。正在考慮動態平衡的可行性。整個系統的活動部分我們選用輕質材料，減輕機械部分的重量從而減小整個機械部分的慣性。機架采用組合裝配結構可以改善系統的工藝性。但是機架等關鍵部分因為受力較大我們在考慮使用更好的材料。由于電動機的震動等因素導致的問題也在我們的考慮之中，我們會采用減震墊片等方法解決。4．3控制電路設計 整個電路部分由測控電路、傳感器信號采集調理電路兩部分組成()。計算機給出控制指令信號經過USB端口傳入單片機，單片機把接收到的信號處理后送入D/A。D/A將數字信號轉化為模擬量通過光電隔離，并轉化為控制電機的大電流信號，控制電機。電機帶動機械臂運動治療患者。位置傳感器和力傳感器能夠獲取在治療過程中出現的運動位置和交互力信息。位置傳感器的信號直接送到A/D；力傳感器得到的是小信號，小信號經過調理放大電路送至A/D。A/D把得到的模擬量轉化為數字量輸入單片機。位置及力信號經過USB反饋到計算機。這樣完成一個閉環控制環節。 這樣做既可以精確控制機械臂的位置和力量，更好的治愈病患。又可以控制一些極限位置防止前文所述的意外二次傷害。(見生物力學或生物物理化學類型康復訓練的醫學基礎) 電路的組成框圖 電路硬件部分電路硬件部分包括數據采集模塊，二選一 A/D轉換模塊，單片機處理電路模塊，D/A轉換電路模塊，電機驅動電路模塊及USB接口電路模塊共六個模塊。下面我們具體討論各部分的設計思想： ⑴數據采集模塊： 本電路的數據采集模塊由位置傳感器、跟隨器、力傳感器和力調理放大電路組成。位置傳感器選擇價格低廉、線性度好、精度高、便于安裝的多圈滑動電阻器，它的輸出電壓較大，因此無需前級調理放大電路。力傳感器采用電阻應變片式傳感器，具有電信號輸出穩定、響應速度快、體積小、重量輕等優點，其主要組成部分是電阻應變片，即主要是通過電阻應變片將力轉換成電信號。由于應變式傳感器輸出的電壓信號較弱，所以需要放大電路。為減弱放大電路對測量電橋的影響，放大電路應具有高輸入阻抗的特性，并且具有低漂移、較高的精度和較強的抗干擾能力。基于以上幾點特性，我們選用了儀用放大器 AD620（） 位置傳感器模塊電路中包擴多個位置傳感器和力傳感器，位置傳感器由于輸出機械手臂的即時位置狀態，而力傳感器由于輸出各關節的受力狀態，位置傳感器的輸出電壓較大，無需前級調理放大電路,而力傳感器的輸出電壓值較小，須添加儀用放大器作為前級調理放大電路。⑵數據處理模塊：該模塊主要由單片機AT89c510位A/D轉換芯片MCP3204和8位D/A轉換芯片DAC0832組成。該模塊主要負責數據的處理和數模、模數轉換等功能。 A/D轉換芯片MCP3204模塊 上圖中為10位A/D轉換芯片MCP3204模塊，用于把傳感器輸出的數據進行模數轉換，并把轉換結果傳到單片機上作進一步處理。 D/A轉換芯片DAC0832模塊 ，它用于將單片機輸出的數據進行數模轉換，并驅動電機，對機械手臂進行操作。在本系統中，由于工作頻率較低，電磁波輻射干擾的影響很小，主要的干擾因素是供電系統的干擾和各組成部分之間的相互干擾。有鑒于此，我們采用了光耦線性隔離放大器ISO124和DC/DC轉換芯片DY24D05這兩塊芯片來對這兩種干擾進行抑制。，用于防止供電系統的干擾和各組成部分之間的相互干擾。USB接口芯片采用的是USB 總線的通用設備接口芯片，在本地端CH372具有8位數據總線和讀、寫、片選控制線以及中斷輸出，可以方便地掛接到單片機/DSP/MCU/MPU等控制器的系統總線上；在計算機系統中，CH372 的配套軟件提供了簡潔易用的操作接口，與本地端的單片機通訊就如同讀寫文件。 USB通信接口芯片CH372模塊CH372內置了USB 通訊中的底層協議，具有省事的內置固件模式和靈活的外置固件模式。在內置固件模式下，CH372 自動處理默認端點0的所有事務，本地端單片機只要負責數據交換，所以單片機程序非常簡潔。在外置固件模式下，由外部單片機根據需要自行處理各種USB 請求，從而可以實現符合各種USB 類規范的設備。本設計采用的是內置固件模式。圖中，LM1875為單片的低失真、高質量的功率放大芯片。該芯片只需很少的外接電路，而芯片的限流和過熱停止工作的設計為該芯片提供了很好的過載保護措施。另外，該芯片還有高增益、轉換速率快、高帶寬、輸出電壓和電流大和工作電壓范圍大（16V60V）等特點。它能夠達到十倍以上的穩定的增益。 電路軟件部分 匯