人機(jī)交互力對(duì)下肢助力外骨骼關(guān)節(jié)期望角度的預(yù)測(cè)

宋紀(jì)元,朱愛(ài)斌,屠堯,武鑫雨,張育林,周旭

(1.西安交通大學(xué)機(jī)器人與智能系統(tǒng)研究所,710049,西安;2.西安交通大學(xué)陜西省智能機(jī)器人重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,710049,西安;3.西安交通大學(xué)現(xiàn)代設(shè)計(jì)及轉(zhuǎn)子軸承系統(tǒng)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,710049,西安;4.中國(guó)煤炭科工集團(tuán)太原研究院有限公司,030006,太原)

下肢外骨骼技術(shù)的開(kāi)發(fā)是機(jī)器人技術(shù)和康復(fù)工程領(lǐng)域的進(jìn)步[1]。識(shí)別穿戴者的運(yùn)動(dòng)意圖以控制下肢外骨骼進(jìn)行隨動(dòng)運(yùn)動(dòng)是該研究領(lǐng)域的重要問(wèn)題,國(guó)內(nèi)外學(xué)者從多方面進(jìn)行了探究。

法國(guó)Wandercraft公司開(kāi)發(fā)的Atalante機(jī)器人[2]可使用上身運(yùn)動(dòng)策略來(lái)檢測(cè)下肢外骨骼的步態(tài)起始意圖;Qiu等人采用人體動(dòng)力學(xué)模型來(lái)估計(jì)人體步行意圖[3];日本筑波大學(xué)研發(fā)的HAL外骨骼采用表面生物-電信號(hào)(EMG,electromyography)傳感器、角度傳感器、姿態(tài)傳感器、足底壓力傳感器獲取人體運(yùn)動(dòng)意圖[4-5];神奈川理工學(xué)院研制的“動(dòng)力輔助服”(PAS)[6]通過(guò)測(cè)量人體肌肉張力來(lái)獲取人體感知;部分康復(fù)外骨骼,如MINDWALKER[7]、ReWalk[8]、Ekso[9]等,采用有限狀態(tài)機(jī)加預(yù)定義曲線控制的方式,使用手表和控制按鈕的運(yùn)動(dòng)模式切換;UC Berkeley大學(xué)研制的液壓外骨骼BLEEX[10-12],采用靈敏度放大法進(jìn)行外骨骼的實(shí)時(shí)跟隨;中國(guó)科學(xué)院大學(xué)利用手臂的表面肌電信號(hào)區(qū)分七類(lèi)運(yùn)動(dòng),做為外骨骼機(jī)器人的控制指令[13];電子科技大學(xué)的陳啟明等使用足底壓力鞋的零力矩點(diǎn)ZMP作為特征信息,在外骨骼系統(tǒng)中學(xué)習(xí)并預(yù)測(cè)人體行走、停止的運(yùn)動(dòng)意圖[14];西安交通大學(xué)的陳江城和李瀚哲等,采用訓(xùn)練神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型擬合人體關(guān)節(jié)角度或關(guān)節(jié)力矩與EMG信號(hào)特征的非線性關(guān)系,實(shí)現(xiàn)了對(duì)下肢連續(xù)運(yùn)動(dòng)角度的估計(jì)和下肢關(guān)節(jié)力矩的預(yù)測(cè)[15-16];文獻(xiàn)[17]提出一種采用踝關(guān)節(jié)處人機(jī)位姿誤差信息用于外骨骼擺動(dòng)腿的控制方法。

在之前的工作中,本團(tuán)隊(duì)采用了陀螺儀和足底壓力信號(hào)[18]以及自研究可穿戴肌電采集系統(tǒng)采集人體下肢表面肌電信號(hào)[19]對(duì)人體運(yùn)動(dòng)意圖識(shí)別做出了相關(guān)研究。通常情況下,陀螺儀和足底壓力采集到的運(yùn)動(dòng)信息滯后于人體的運(yùn)動(dòng),適合人體運(yùn)動(dòng)狀態(tài)識(shí)別;肌電信號(hào)雖然相對(duì)人體運(yùn)動(dòng)具有一定超前性,但信號(hào)測(cè)量過(guò)程中存在的不穩(wěn)定性使得在實(shí)際應(yīng)用過(guò)程中有一定的困難。

本文以團(tuán)隊(duì)先前的交互力控制研究[20]為基礎(chǔ),針對(duì)步態(tài)的擺動(dòng)相外骨骼的隨動(dòng)運(yùn)動(dòng),將人體運(yùn)動(dòng)意圖產(chǎn)生的大腿和小腿腿部交互力轉(zhuǎn)換為作用于髖和膝關(guān)節(jié)的主動(dòng)關(guān)節(jié)力矩,分別采用S型曲線模型和導(dǎo)納控制理論建立關(guān)節(jié)力矩與關(guān)節(jié)角速度之間的映射關(guān)系,即可按照人體運(yùn)動(dòng)意圖得到預(yù)測(cè)的下一時(shí)刻目標(biāo)關(guān)節(jié)角度。本文致力于提升外骨骼穿戴者的人機(jī)交互柔順性。

1 下肢助力外骨骼系統(tǒng)設(shè)計(jì)

本文采用的下肢助力外骨骼樣機(jī)方案如圖1所示,該外骨骼系統(tǒng)的髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)由Maxon EC90電機(jī)串聯(lián)諧波減速器驅(qū)動(dòng);踝關(guān)節(jié)為被動(dòng)關(guān)節(jié),存在圓周陣列的彈性元件。外骨骼的腰部、大腿部和小腿部的長(zhǎng)度都可調(diào)節(jié),以適應(yīng)不同身高和體型的穿戴者。外骨骼的腰部和腿部與人體之間用綁具連接,大腿部和小腿部的綁具底座分別安裝了交互力傳感器,以獲取穿戴者腿部和外骨骼腿部之間的交互力信息。外骨骼的大腿部和小腿部分別安裝有陀螺儀,可以獲取外骨骼腿部的運(yùn)動(dòng)信息。

圖1 下肢助力外骨骼樣機(jī)系統(tǒng)

2 人體下肢運(yùn)動(dòng)分析及重力補(bǔ)償

人體穿戴下肢助力外骨骼的理想柔順狀態(tài)是在步態(tài)擺動(dòng)相過(guò)程中人體腿部的重量由外骨骼補(bǔ)償,外骨骼跟隨人體腿部運(yùn)動(dòng)。

人體步態(tài)的擺動(dòng)相足部不接觸地面,可將擺動(dòng)腿簡(jiǎn)化為一個(gè)以髖關(guān)節(jié)為固定支點(diǎn)的二桿模型,建立如圖2所示的人體下肢坐標(biāo)系。大腿偏離y軸的角度為θ1,大腿屈曲為正;小腿軸線偏離大腿軸線的角度為θ2,小腿屈曲為正;大腿的長(zhǎng)度為L(zhǎng)1,質(zhì)量為m1,大腿重心位置與髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心距離為L(zhǎng)g1;小腿與足部的質(zhì)量為m2,小腿重心位置與膝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心距離為L(zhǎng)g2;人與外骨骼大腿腿部交互力為F1,與髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心距離為L(zhǎng)c1;人與外骨骼小腿腿部交互力為F2,與膝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心距離為L(zhǎng)c2。根據(jù)拉格朗日方程建立下肢擺動(dòng)相的動(dòng)力學(xué)方程,令其加速度和速度為零,即可得到在任意角度靜止?fàn)顟B(tài)下人體腿部重力在交互力傳感器位置測(cè)量方向的分量。

圖2 人體擺動(dòng)腿的簡(jiǎn)化模型

2.1 運(yùn)動(dòng)學(xué)分析和動(dòng)力學(xué)建模

在人體下肢坐標(biāo)系中,單腿模型大腿質(zhì)心坐標(biāo)為

(1)

人體單腿模型小腿質(zhì)心坐標(biāo)為

(2)

則系統(tǒng)中大腿的動(dòng)能為

(3)

小腿的動(dòng)能為

(4)

小腿的速度等于x、y方向分速度的平方和

(5)

大腿的勢(shì)能為

E1=-m1gyg1

(6)

小腿的勢(shì)能為

E2=-m2gyg2

(7)

由此可以得到該二桿模型的拉格朗日函數(shù)為

L=T-E=(T1+T2)-(E1+E2)=

m2gL1cosθ1+m2gLg2cos(θ1-θ2)

(8)

求得大腿的動(dòng)力學(xué)模型方程為

m2gLg2sin(θ1-θ2)-F1Lc1

(9)

小腿的動(dòng)力學(xué)模型方程為

(10)

2.2 人體重力補(bǔ)償項(xiàng)

(11)

由式(11)可直接測(cè)量得出人體大腿長(zhǎng)度L1=380 mm,交互力傳感器距離髖、膝關(guān)節(jié)的距離Lc1=260 mm和Lc2=260 mm;大腿和小腿相對(duì)地面坐標(biāo)系的角度θ1和θ2由陀螺儀直接測(cè)量得到,則去除腿部重力分量后的大腿和小腿腿部交互力分別為

(12)

去除腿部交互力傳感器測(cè)量值中腿部重力分量后,交互力的數(shù)值可以作為人體運(yùn)動(dòng)意圖的表征。為了便于將重力補(bǔ)償后的腿部交互力用于髖,膝關(guān)節(jié)的期望關(guān)節(jié)角度預(yù)測(cè),可將腿部交互力轉(zhuǎn)換為髖,膝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力矩。由圖2可知,由腿部交互力產(chǎn)生的髖關(guān)節(jié)力矩和膝關(guān)節(jié)力矩分別為

(13)

大腿質(zhì)量m1和Lg1、小腿質(zhì)量m2和Lg2等參數(shù)可以通過(guò)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)GB/T 17245—2004定義的人體各段質(zhì)量及質(zhì)心位置回歸方程初步估計(jì)得到?；貧w方程的輸入?yún)?shù)為人體體質(zhì)量值和身高值,具體形式如下

Y=B0+B1X1+B2X2

(14)

式中:X1為人體質(zhì)量,kg;X2為人體身高,mm;Y代表各段的質(zhì)量m1、m2或者Lg1、Lg2;B0、B1、B2為回歸方程的系數(shù),如表1所示。

表1 人體下肢各體段質(zhì)量及質(zhì)心沿腿部方向位置的方程

帶入實(shí)驗(yàn)對(duì)象的體質(zhì)量和身高,通過(guò)式(14)估算得到大腿的質(zhì)量m1=9.847 kg,Lg1=267.03 mm;小腿的質(zhì)量m2=4.016 kg,Lg2=224.72 mm。

3 人體擺動(dòng)腿的髖膝關(guān)節(jié)角度預(yù)測(cè)

為了預(yù)測(cè)下肢助力外骨骼下一時(shí)刻的期望關(guān)節(jié)角度值,分別采用基于S曲線的映射模型和基于導(dǎo)納控制的映射模型兩種非線性映射的方法在外骨骼的關(guān)節(jié)角速度與重力補(bǔ)償后腿部交互力產(chǎn)生的關(guān)節(jié)力矩之間建立映射關(guān)系。

3.1 基于S曲線映射的髖膝關(guān)節(jié)期望角度預(yù)測(cè)

S型速度曲線控制常用于電機(jī)的速度控制,是一種平滑、可靠的速度控制技術(shù),其加速度的變化連續(xù),可以有效削弱對(duì)系統(tǒng)的沖擊和振動(dòng)[21]。本節(jié)將關(guān)節(jié)角速度與重力補(bǔ)償后腿部交互力矩之間這種非線性映射關(guān)系用S曲線描述,如圖3a所示。

(a)S型曲線示意圖

一個(gè)完整的S型曲線運(yùn)行周期包括3個(gè)階段:緩速變化段、高速變化段和平層段。本文選用的S型曲線為L(zhǎng)ogistic型,關(guān)節(jié)角速度與腿部關(guān)節(jié)交互力矩之間的映射關(guān)系,可以表達(dá)成如下公式

(15)

式中:ω為關(guān)節(jié)的角速度;τ為關(guān)節(jié)力矩;a、b、c為模型的參數(shù)。

如圖3所示,改變式(15)的不同參數(shù),可以改變S曲線3個(gè)階段的曲線形態(tài)。參數(shù)a能調(diào)節(jié)輸出關(guān)節(jié)角速度的最大值,參數(shù)b能調(diào)節(jié)關(guān)節(jié)角速度高速變化區(qū)的變化劇烈程度,參數(shù)c能調(diào)節(jié)重力補(bǔ)償腿部產(chǎn)生的關(guān)節(jié)交互力矩的閾值大小。

對(duì)關(guān)節(jié)角速度積分后,即可預(yù)測(cè)期望的下一時(shí)刻k的關(guān)節(jié)角度位置

θk=θk-1+ωΔt

(16)

為了定義S曲線的合理參數(shù),采用Vicon光學(xué)運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)采集人體步態(tài)信息,對(duì)正常人行走過(guò)程中不同步頻的步態(tài)曲線進(jìn)行分析。如圖4所示,正常人在相同步幅不同步頻的行走過(guò)程中髖膝關(guān)節(jié)角度范圍一致,髖關(guān)節(jié)角度范圍約為-25°～15°,膝關(guān)節(jié)角度范圍約為-15°～25°;髖關(guān)節(jié)角速度范圍約為-150(°)/s～200(°)/s,膝關(guān)節(jié)角速度范圍約為-200(°)/s～250(°)/s。為了適應(yīng)更大步頻和步幅的行走運(yùn)動(dòng)以及其他運(yùn)動(dòng)模式的需要,對(duì)關(guān)節(jié)角度和關(guān)節(jié)角速度的范圍進(jìn)行適當(dāng)?shù)財(cái)U(kuò)大。選定髖關(guān)節(jié)角度范圍為-35°～35°,角速度上限值為250(°)/s,髖關(guān)節(jié)伸展方向?yàn)檎?屈曲方向?yàn)樨?fù);膝關(guān)節(jié)角度的范圍為-10°～70°,角速度的上限值為250(°)/s,膝關(guān)節(jié)屈曲方向?yàn)檎?伸展方向?yàn)樨?fù)。

(a)髖關(guān)節(jié)角度曲線

為了確定人體穿戴外骨骼時(shí)合理的腿部交互力值范圍,外骨骼機(jī)器人的腰部被固定在型材架上,實(shí)驗(yàn)對(duì)象穿戴下肢助力外骨骼單腿抬起并保持髖關(guān)節(jié)電機(jī)鎖定不動(dòng),設(shè)定膝關(guān)節(jié)電機(jī)以0.5 Hz的頻率來(lái)回?cái)[動(dòng)。分別在人體運(yùn)動(dòng)超前于外骨骼膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)、人體運(yùn)動(dòng)滯后于外骨骼膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)和人體運(yùn)動(dòng)跟隨外骨骼膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)3種運(yùn)動(dòng)過(guò)程中測(cè)量小腿腿部交互力,得到結(jié)果如圖5所示。從圖5a中可以看出,當(dāng)人體運(yùn)動(dòng)超前于外骨骼膝關(guān)節(jié)電機(jī)運(yùn)動(dòng)時(shí),腿部交互力值的范圍為-40～20 N;從圖5b中可以看出,當(dāng)人體運(yùn)動(dòng)滯后于外骨骼膝關(guān)節(jié)電機(jī)運(yùn)動(dòng)時(shí)小腿交互力的范圍為-50～10 N;從圖5c中可以看出,即使人體有意識(shí)地跟隨了外骨骼的運(yùn)動(dòng),腿部交互力依舊有最大10 N的波動(dòng),這可能是高減速比的減速器造成的。因此為了消除由于腿部交互力變化造成的低速震蕩,S曲線的參數(shù)c以10為初值,在后續(xù)的調(diào)試中向上遞增進(jìn)行參數(shù)調(diào)優(yōu)。綜合上面3種實(shí)驗(yàn)的結(jié)果,設(shè)定人體的腿部受力合理范圍為-40～40 N,根據(jù)式(13)即可得出作為S曲線輸入的關(guān)節(jié)力矩合理范圍。

(a)超前運(yùn)動(dòng)小腿交互力

將測(cè)量得到的人體跟隨外骨骼運(yùn)動(dòng)下的小腿腿部交互力值通過(guò)式(13)計(jì)算出主動(dòng)力矩,作為S曲線式(15)的輸入繪出腿部交互力產(chǎn)生的主動(dòng)力矩與關(guān)節(jié)角速度之間的映射關(guān)系曲線。

當(dāng)大多數(shù)的主動(dòng)力矩值落在緩速變化區(qū)和平層區(qū)時(shí),只有較少的點(diǎn)位于高速變化區(qū)。這樣的映射關(guān)系明顯是不可取的,因?yàn)檫@種映射關(guān)系會(huì)使得大部分的關(guān)節(jié)角速度在最大正向速度和最大反向速度之間變化,造成關(guān)節(jié)角加速度突變從而引起抖動(dòng)的發(fā)生,這是不符合實(shí)際的外骨骼需求的。相反,如果使得盡可能多的主動(dòng)力矩值位于S曲線的高速變化段,則外骨骼關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)速度隨人機(jī)交互力矩的改變能夠均勻平滑地改變,能夠表現(xiàn)出期望的柔順性。改變S曲線式的參數(shù)值使得盡可能多的主動(dòng)力矩值位于S曲線的高速變化區(qū)內(nèi),S曲線參數(shù)變化過(guò)程中主動(dòng)力矩值與關(guān)節(jié)角速度的映射關(guān)系曲線如圖6a所示,當(dāng)參數(shù)a為250、b為0.3、c為500時(shí),大多數(shù)主動(dòng)力矩落在了緩速變化區(qū)和平層區(qū),只有較少的點(diǎn)位于高速變化區(qū);圖6b和6c中,不斷減小b的值,可以看出越來(lái)越多的主動(dòng)力矩值進(jìn)入高速變化區(qū),映射關(guān)系也越來(lái)越合理,但當(dāng)a為250、b為0.003、c為500時(shí),緩速變化區(qū)消失了。這種映射關(guān)系會(huì)引起運(yùn)動(dòng)時(shí)的低速震蕩和誤觸發(fā),因此需要增大參數(shù)c,擴(kuò)大緩速變化區(qū)的范圍;如圖6d所示,當(dāng)a為250、b為0.003、c為2 000時(shí),主動(dòng)力矩值與關(guān)節(jié)角速度的映射關(guān)系曲線同時(shí)具有緩速變化區(qū)、高速變化區(qū)和平層區(qū),該曲線平滑且較多的主動(dòng)力矩值落在了高速變化區(qū)。

(a)b=0.3,c=500

3.2 基于導(dǎo)納控制模型的髖膝關(guān)節(jié)期望角度預(yù)測(cè)

機(jī)器人的導(dǎo)納控制方法是通過(guò)調(diào)節(jié)機(jī)器人末端位置與力之間的動(dòng)態(tài)特性來(lái)實(shí)現(xiàn)柔順性,能夠把傳統(tǒng)的位置控制和力控制統(tǒng)一到一個(gè)有機(jī)的整體中,其位置或者力的控制精度取決于控制參數(shù)與環(huán)境的阻抗特性[20]。本節(jié)將研究導(dǎo)納控制模型用于建立下肢助力外骨骼的關(guān)節(jié)角速度與重力補(bǔ)償后的腿部交互力對(duì)應(yīng)的關(guān)節(jié)力矩之間的非線性映射關(guān)系。

3.2.1 導(dǎo)納控制原理 根據(jù)導(dǎo)納控制的基本原理,可將外骨骼和人體構(gòu)成的動(dòng)態(tài)系統(tǒng)簡(jiǎn)化為彈簧-質(zhì)量-阻尼系統(tǒng)模型,如圖7所示。

圖7 導(dǎo)納控制原理

構(gòu)建導(dǎo)納控制器的傳遞函數(shù)為

(17)

式中:ΔX為機(jī)器人的位置偏差值;ΔF為測(cè)量交互力與期望力的偏差值;Md為慣性系數(shù);Bd為阻尼系數(shù);Kd為彈性系數(shù)。

3.2.2 基于導(dǎo)納模型預(yù)測(cè)期望關(guān)節(jié)角度 由于在人機(jī)物理交互牽引運(yùn)動(dòng)的過(guò)程中,外骨骼不需要具備回復(fù)力,則可將剛度參數(shù)Kd項(xiàng)忽略,對(duì)于輸出速度的導(dǎo)納控制器,式(17)可表示為

(18)

式中:ω(s)為外骨骼機(jī)器人關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度;τ(s)為經(jīng)過(guò)重力補(bǔ)償后腿部交互力對(duì)應(yīng)的主動(dòng)力矩。

如圖8所示為依據(jù)導(dǎo)納控制原理構(gòu)建的機(jī)器人控制器框圖。外骨骼通過(guò)腿部的力傳感器采集人機(jī)交互力數(shù)據(jù),經(jīng)重力補(bǔ)償后,根據(jù)式(13)計(jì)算腿部交互力產(chǎn)生的主動(dòng)力矩。將主動(dòng)力矩和外骨骼關(guān)節(jié)當(dāng)前的位置、速度、加速度等運(yùn)行參數(shù)作為導(dǎo)納控制器的輸入,經(jīng)導(dǎo)納控制器運(yùn)算后輸出機(jī)器人的目標(biāo)運(yùn)動(dòng)角速度,最后將角速度乘以控制周期并加上當(dāng)前的關(guān)節(jié)角度即可得到期望的關(guān)節(jié)角度。

圖8 機(jī)器人導(dǎo)納控制器框圖

在實(shí)際的外骨骼機(jī)器人運(yùn)動(dòng)控制過(guò)程中,需要對(duì)導(dǎo)納控制器進(jìn)行Tustin變換(即雙線性變換),從而將導(dǎo)納控制器的各輸入輸出量由連續(xù)信號(hào)轉(zhuǎn)化為離散的數(shù)字信號(hào),以便于進(jìn)行編程控制。雙線性變換公式為

(19)

式中:T為導(dǎo)納控制器系統(tǒng)的控制周期。

將雙線性變換式帶入傳遞函數(shù)式(18)得到離散化后的導(dǎo)納控制器為

(20)

通過(guò)z變換計(jì)算法則,可得到外骨骼機(jī)器人的關(guān)節(jié)角速度差分表達(dá)式為

(21)

同理,將角速度乘以控制周期再加上當(dāng)前的關(guān)節(jié)角度即可得到期望的下一時(shí)刻關(guān)節(jié)角度位置

θk=θk-1+ωΔt

(22)

4 實(shí)驗(yàn)與結(jié)果分析

外骨骼腰部被固定在型材架上,分別進(jìn)行基于S曲線映射和基于導(dǎo)納控制模型的外骨骼主動(dòng)控制實(shí)驗(yàn),如圖9所示。實(shí)驗(yàn)對(duì)象從腿部豎直狀態(tài)先做髖關(guān)節(jié)的屈曲運(yùn)動(dòng)抬起大腿,隨后連續(xù)做膝關(guān)節(jié)的伸展和屈曲運(yùn)動(dòng),接著做髖關(guān)節(jié)的伸展運(yùn)動(dòng),最后回到實(shí)驗(yàn)的初始位置。

(a)起始狀態(tài)

4.1 基于S曲線映射的外骨骼擺動(dòng)腿主動(dòng)控制實(shí)驗(yàn)

基于S曲線映射的擺動(dòng)腿主動(dòng)控制實(shí)驗(yàn)中,當(dāng)髖關(guān)節(jié)的S曲線參數(shù)a取250、b取0.003、c取2 500且膝關(guān)節(jié)的S曲線參數(shù)a取250、b取0.003、c取1 500時(shí),外骨骼機(jī)器人啟動(dòng)平緩且保持在某一位置時(shí)無(wú)低速震蕩現(xiàn)象,整個(gè)實(shí)驗(yàn)過(guò)程中外骨骼對(duì)人體的跟隨運(yùn)動(dòng)柔順流暢。

實(shí)驗(yàn)過(guò)程中大腿交互力的變化曲線如圖10a所示,實(shí)驗(yàn)過(guò)程中小腿腿部交互力的變化曲線如圖11a所示,經(jīng)過(guò)濾波后的大腿交互力曲線較為平滑。外骨骼髖關(guān)節(jié)對(duì)人體運(yùn)動(dòng)的跟隨過(guò)程中,人機(jī)間大腿交互力的最大值小于25 N。外骨骼膝關(guān)節(jié)在對(duì)人體運(yùn)動(dòng)跟隨過(guò)程中,小腿交互力最大值小于20 N。外骨骼髖關(guān)節(jié)的角度變化曲線如圖10b所示,膝關(guān)節(jié)的角度變化曲線如圖11b所示,可以看出髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)電機(jī)角度曲線變化平滑,運(yùn)動(dòng)柔順。

(a)大腿腿部交互力曲線

(a)小腿交互力曲線

4.2 基于導(dǎo)納控制模型的外骨骼主動(dòng)控制實(shí)驗(yàn)

外骨骼具有良好柔順性的關(guān)鍵在于導(dǎo)納控制器參數(shù)的合理選擇,本部分通過(guò)多參數(shù)對(duì)照試驗(yàn)的方法,配置不同的慣性系數(shù)M與阻尼系數(shù)B,在小腿連續(xù)擺動(dòng)下對(duì)腿部交互力數(shù)據(jù)對(duì)比。圖12所示為固定導(dǎo)納控制器慣性參數(shù)M、改變阻尼參數(shù)B的實(shí)驗(yàn)結(jié)果,可見(jiàn)隨著阻尼參數(shù)B的增加腿部隨動(dòng)運(yùn)動(dòng)交互力的峰值也在逐步增加,但如果阻尼參數(shù)B過(guò)小,則容易出現(xiàn)關(guān)節(jié)的低速震蕩現(xiàn)象。因此,導(dǎo)納控制器阻尼參數(shù)B的選取方式是從較小值開(kāi)始逐步增大。

(a)B=0

圖13為固定導(dǎo)納控制器阻尼參數(shù)B、改變慣性參數(shù)M的實(shí)驗(yàn)結(jié)果?？梢?jiàn),隨著慣性參數(shù)的增加,腿部交互力的峰值也在逐步增加,但增加量稍小于阻尼參數(shù)。同樣地,慣性參數(shù)M過(guò)小也會(huì)導(dǎo)致外骨骼低速震蕩,因此導(dǎo)納控制器的慣性參數(shù)M的選取方式是從較小值開(kāi)始逐步增大,在外骨骼不出現(xiàn)低速震蕩現(xiàn)象時(shí)的慣性參數(shù)M作為最優(yōu)的參數(shù)值。

(a)M=1

根據(jù)以上研究最終選取的髖關(guān)節(jié)慣性參數(shù)M為10,阻尼參數(shù)B為2。如圖14所示是大腿交互力曲線和髖關(guān)節(jié)角度曲線,從曲線可以看出在外骨骼跟隨人體運(yùn)動(dòng)過(guò)程中,大腿腿部交互力的峰值小于10 N,相比于基于S曲線映射的控制算法,導(dǎo)納控制模型對(duì)于人體運(yùn)動(dòng)意圖的跟隨性更好。

(a)大腿腿部交互力曲線

選取的膝關(guān)節(jié)慣性參數(shù)M為10,阻尼參數(shù)B為2,小腿交互力曲線和膝關(guān)節(jié)角度曲線如圖15所示,可以看出在外骨骼跟隨人體運(yùn)動(dòng)過(guò)程中,小腿腿部交互力的峰值小于15 N,相比于基于S曲線映射的控制算法,導(dǎo)納控制模型對(duì)于人體運(yùn)動(dòng)意圖的跟隨性更好。與圖5c中人體有意識(shí)地跟隨外骨骼的運(yùn)動(dòng),腿部交互力最大10 N的初始值對(duì)比,導(dǎo)納控制模型實(shí)現(xiàn)了外骨骼的柔順運(yùn)動(dòng)效果。

(a)小腿腿部交互力曲線

5 結(jié) 論

本文針對(duì)人體穿戴外骨骼單腿擺動(dòng)相的外骨骼隨動(dòng)運(yùn)動(dòng)交互力過(guò)大的問(wèn)題,為了將外骨骼與人體間的腿部交互力轉(zhuǎn)化為人體髖膝關(guān)節(jié)下一時(shí)刻運(yùn)動(dòng)到的期望角度,實(shí)現(xiàn)對(duì)人體運(yùn)動(dòng)意圖的識(shí)別,對(duì)關(guān)節(jié)角速度與腿部交互力產(chǎn)生的主動(dòng)關(guān)節(jié)力矩間的映射關(guān)系進(jìn)行研究。首先通過(guò)步態(tài)采集實(shí)驗(yàn)的關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù),分析了正常人日常步態(tài)中下肢擺動(dòng)相的運(yùn)動(dòng)特性,確定了人體不同相位采用的關(guān)節(jié)角度預(yù)測(cè)策略;然后將人體下肢擺動(dòng)相的腿部簡(jiǎn)化為以髖關(guān)節(jié)為支點(diǎn)的平面二桿模型,建立人體下肢擺動(dòng)腿動(dòng)力學(xué)模型得到人體的重力補(bǔ)償項(xiàng);最后針對(duì)腿部擺動(dòng)相,分別通過(guò)S曲線映射和導(dǎo)納控制模型的方式,建立人體的關(guān)節(jié)角速度與重力補(bǔ)償后腿部交互力產(chǎn)生的關(guān)節(jié)力矩之間的非線性映射關(guān)系,得到人體擺動(dòng)相髖膝關(guān)節(jié)的期望角度預(yù)測(cè)公式。基于S曲線映射的期望角度預(yù)測(cè)算法使得外骨骼在擺動(dòng)相跟隨運(yùn)動(dòng)過(guò)程中大腿腿部交互力小于25 N、小腿腿部交互力小于20 N;基于導(dǎo)納控制模型的期望角度預(yù)測(cè)算法使得外骨骼在擺動(dòng)相跟隨運(yùn)動(dòng)過(guò)程中大腿腿部交互力小于10 N、小腿腿部交互力小于15 N,且關(guān)節(jié)角度曲線平滑。導(dǎo)納控制模型相比于S曲線映射算法能更好地識(shí)別人體運(yùn)動(dòng)意圖。

同樣地,當(dāng)人體下肢腿部支撐地面運(yùn)動(dòng)時(shí),則形成以踝關(guān)節(jié)為支點(diǎn)形成倒立擺,外骨骼的髖、膝關(guān)節(jié)也需隨動(dòng)運(yùn)動(dòng)。在接下來(lái)的工作中,我們需要做包括擺動(dòng)相和支撐相的人體穿戴外骨骼在完整過(guò)程中的隨動(dòng)控制,進(jìn)一步提升外骨骼在實(shí)際穿戴場(chǎng)景中的人機(jī)交互柔順性和舒適性。