一種踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)設(shè)計*

鄭立京，王 卓，陳靈星

（1.廣東省機械研究所有限公司，廣州 510705；2.中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院，廣東深圳 518055）

0 引言

柔性外骨骼在行軍助力、康復(fù)助老、智能助殘等方面具有非常廣闊的應(yīng)用前景[1-3]。近幾年以柔性傳動為技術(shù)核心的穿戴式機器人高水平研究多次發(fā)表于Science、Science Robotics等頂級期刊，是國際研究的前沿與熱點[4-6]。國外在柔性外骨骼方面的代表性研究主要包括：哈佛大學(xué)Wyss實驗室的Walsh團隊設(shè)計了繩驅(qū)髖踝雙關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[7]、踝關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[8]、膝關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[9]和髖關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[10]；卡內(nèi)基梅隆生物力學(xué)實驗室的Collins團隊設(shè)計了踝關(guān)節(jié)被動與主動助力系統(tǒng)[11-12]和多關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[13]；北亞利桑那大學(xué)生物力學(xué)實驗室Lerner[14]針對中風(fēng)患者設(shè)計的外骨骼系統(tǒng)輔助踝關(guān)節(jié)的跖曲；瑞士蘇黎世聯(lián)邦理工學(xué)院感知-運動系統(tǒng)實驗室的Riener團隊設(shè)計了MAXX（Mobility Assisting textile exoskeleton），其采用1個驅(qū)動器輔助髖、膝、踝3個關(guān)節(jié)[15]。近幾年國內(nèi)柔性外骨骼的研究也取得了快速發(fā)展，代表性的成果有：中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院設(shè)計的全身助力外骨骼[16]、髖膝聯(lián)動外骨骼[17]、髖踝聯(lián)動外骨骼[18]和輕型助踝外骨骼[19]。

柔性外骨骼具有良好的人機交互性能，為了將力準(zhǔn)確地傳遞到目標(biāo)關(guān)節(jié)，傳感系統(tǒng)必須捕獲關(guān)鍵的步態(tài)事件進(jìn)行反饋控制。Asbeck等[20]使用足部開關(guān)來檢測鞋跟撞擊，并將鞋跟中的陀螺儀與張力傳感器結(jié)合起來檢測鞋跟撞擊。Karavas等[21]在每條腿上安裝了3個慣性傳感器，分別獲得大腿、小腿和腳的矢狀面角位移和角速度，以此判斷位姿狀態(tài)。目前的交互方式都存在滯后性的問題，給人行走帶來了一定的干擾。

在人體行走時，下肢是多個關(guān)節(jié)協(xié)同作用的結(jié)構(gòu)，根據(jù)相關(guān)研究踝關(guān)節(jié)做功最多、承載最大，因此本文設(shè)計了一款踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)，主要由控制單元、執(zhí)行單元、鮑登線、足底壓力傳感器、拉力傳感器等幾部分組成，并通過肌電信號進(jìn)行效果評估驗證。

1 踝關(guān)節(jié)生物力學(xué)分析

本文選取4名參與者，進(jìn)行了一系列正常行走實驗，探討柔性踝關(guān)節(jié)外骨骼設(shè)計與行走的關(guān)系，為外骨骼設(shè)計提供了理論依據(jù)。受試者按照自身習(xí)慣，進(jìn)行正常步態(tài)行走。在數(shù)據(jù)收集之前，每位受試者都經(jīng)歷了一個適應(yīng)階段。并在距離起點2 m的地方放置兩塊測力板。運動學(xué)數(shù)據(jù)由三維運動光學(xué)捕獲系統(tǒng)Vicon記錄，地面反作用力使用兩塊AMTI測力板收集，每位參與者進(jìn)行5次行走。將采集到的數(shù)據(jù)通過OpenSim人體骨骼肌肉仿真軟件進(jìn)行分析，如圖1所示，通過逆向運動學(xué)、逆向動力學(xué)和肌肉力計算，得到踝關(guān)節(jié)角度、關(guān)節(jié)力矩、關(guān)節(jié)功率和肌肉激活數(shù)據(jù)，并進(jìn)行統(tǒng)計學(xué)分析。

圖1 踝關(guān)節(jié)采集與步態(tài)分析

人體步態(tài)周期可分為站立和擺動階段，具體有7個階段：首次觸地期、支撐相中、末期，以及擺動相前、早、中、末期。通過生物力學(xué)軟件得到的踝關(guān)節(jié)生物信息曲線如圖2所示。以右腳為例，跟著地為步態(tài)的初始階段，踝關(guān)節(jié)首先進(jìn)行背屈，關(guān)節(jié)力矩呈線性增加，關(guān)節(jié)做負(fù)功，隨后腳尖離地，關(guān)節(jié)力矩減小，踝關(guān)節(jié)顯著做正功，隨后右腳進(jìn)入擺動項，左腳進(jìn)入支撐相，以此進(jìn)行循環(huán)。

圖2 踝關(guān)節(jié)生物力學(xué)數(shù)據(jù)

2 外骨骼系統(tǒng)設(shè)計

下肢外骨骼應(yīng)用廣泛，不僅可以應(yīng)用于醫(yī)療康復(fù)，也可以應(yīng)用于運動增強。在本文中，踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)如圖3所示，其主要由控制單元、執(zhí)行單元、鮑登線、足底壓力傳感器、拉力傳感器組成?？刂茊卧許TM32為核心控制板，外加藍(lán)牙模塊、供電電源以及其余外設(shè)組成，用于控制整個外骨骼系統(tǒng)。執(zhí)行單元由直流無刷電機（DJI 3508）和電流調(diào)速器（C620）組成，用于為踝關(guān)節(jié)提供助力。鮑登線是系統(tǒng)傳遞的途徑。足底壓力傳感器用于步態(tài)事件的劃分，以便更好地控制系統(tǒng)。拉力傳感器作為系統(tǒng)反饋，提高系統(tǒng)助力穩(wěn)定性。

圖3 踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)

踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)整體質(zhì)量僅2.56 kg，其中約90%的質(zhì)量作用于腰部，其余質(zhì)量集中于腳底，其質(zhì)量分布如表1所示。

表1 踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼系統(tǒng)質(zhì)量分布

3 控制系統(tǒng)設(shè)計

不同的關(guān)節(jié)在行走過程中產(chǎn)生不同的生物關(guān)節(jié)力矩。本文設(shè)計的踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼針對人在行走過程中的踝關(guān)節(jié)助力，因此，只需利用踝關(guān)節(jié)生物力矩來控制外骨骼。本節(jié)重點針對人在行走過程中踝關(guān)節(jié)生物力矩的變化，以此為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼制定相應(yīng)的控制策略，從而減少肌肉疲勞程度。

3.1 足底壓力傳感器分析步態(tài)

足底壓力傳感器是是一種壓敏傳感器，根據(jù)所受壓力大小的變化改變電平值，常用于步態(tài)分析的一種是鞋墊型足底壓力分布式測量傳感器如圖4所示，其由8個應(yīng)變片組成，可以用于測量腳趾、腳掌以及腳根3個部分的運動狀態(tài)。當(dāng)6、7、8號應(yīng)變片高于閾值時，即這些應(yīng)變片受壓程度較大，所以可以判定此時為腳跟觸底狀態(tài)。當(dāng)6、7、8號應(yīng)變片低于閾值且其余應(yīng)變片均高于閾值，即6、7、8號不受壓，其余受壓，所以可以判定此時為腳跟離地狀態(tài)。由此看來，足底壓力是一種分析人體步態(tài)信息的重要工具，可以很好地分析人體步態(tài)事件變化。

圖4 足底壓力鞋墊

3.2 輔助力設(shè)計

踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的控制策略主要是改變力的振幅和相位，如圖5所示，當(dāng)人的步態(tài)到達(dá)腳跟離地狀態(tài)時踝關(guān)節(jié)需要開始做正功，所以這個時候通過踝關(guān)節(jié)助力外骨骼為踝關(guān)節(jié)助力是比較合適的階段。以此為目標(biāo)，為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼設(shè)計輔助力。

利用踝關(guān)節(jié)力矩變化以及腳跟離地狀態(tài)為設(shè)計標(biāo)準(zhǔn)來為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼的輔助力曲線進(jìn)行設(shè)計。利用一個正弦曲線去擬合踝關(guān)節(jié)輔助力曲線，踝關(guān)節(jié)足底屈曲的最大生物力矩平均值為60 N?m，踝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)半徑平均值為0.04 m，并且為了不對人造成損傷，將踝關(guān)節(jié)力矩按5%進(jìn)行縮放，即施加于踝關(guān)節(jié)的最大輔助力峰值為80 N。

3.3 控制器設(shè)計

本文的工作簡化了分層控制策略，降低了控制復(fù)雜度，如圖6所示，控制系統(tǒng)包括PD控制器、位置控制器、執(zhí)行器系統(tǒng)、外骨骼、拉力傳感器、足底壓力傳感器、步態(tài)識別和力軌跡生成。PD控制器在柔性外骨骼單運動輔助中表現(xiàn)良好[29]，如下所示：

圖6 踝關(guān)節(jié)助力外骨骼控制框圖

式中：KP和KD分別為比例控制器與微分控制器的參數(shù)矩陣，KP?R2×2，KD?R2×2。

當(dāng)整個系統(tǒng)可以正常運行時，首先通過足底壓力傳感器獲取人體足底信息，進(jìn)而分析人體步態(tài)。然后根據(jù)步態(tài)周期，生成輔助力大小和執(zhí)行時間。最后，PD控制器調(diào)整系統(tǒng)誤差，使電機能輸出準(zhǔn)確的所需力，并作用于人體，幫助用戶減少代謝肌肉疲勞程度。同時，系統(tǒng)還根據(jù)力反饋和電機位置反饋來減小誤差。

4 助力性能評估

本章討論踝關(guān)節(jié)助力外骨骼的助力性能評估效果。

4.1 實驗設(shè)置與協(xié)議

本實驗共邀請了4位志愿者參與測試，并在進(jìn)行實驗前向所有參與者解釋了實驗的內(nèi)容及其產(chǎn)生的影響。所有受試者均未報告有任何病史，以及任何會影響心血管、呼吸或中樞神經(jīng)系統(tǒng)等。

4.2 表面肌電信號評價

在表面肌肉電信號評價實驗中，使用采用頻率為1 000 Hz的sEMG設(shè)備去采集表面肌電信號，并將其用于分析疲勞程度。如圖7所示，整個實驗設(shè)備由踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼、跑步機、主機以及sEMG設(shè)備組成。受試者以5 km/h的速度行走在跑步機上，表面肌肉電機附著在右腿的腓骨前肌、內(nèi)側(cè)腓腸肌、比目魚肌。

圖7 使用sEMG采集肌電信號

整個實驗需要完成3組實驗，包括使用踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼行走、穿戴踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼不助力行走和不穿戴外骨骼時行走。每組實驗行走5 min，每組之間休息10 min，以此保證受試者能充分休息。

采集完實驗數(shù)據(jù)使用均方根（RMS）進(jìn)行分析肌肉疲勞程度，RMS值越高，意味著肌肉疲勞程度越高。3組肌肉疲勞程度對比如圖8所示，可以發(fā)現(xiàn)，實驗結(jié)果顯示在外骨骼的輔助下，腓骨前肌、內(nèi)側(cè)腓腸肌、比目魚肌的肌電信號均方根值分別降低了7.2%，13.4%和8.9%，即該外骨骼能夠有效減小小腿肌肉疲勞。

圖8 肌肉疲勞程度對比

5 結(jié)束語

本文設(shè)計了一種踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)，通過Vicon動作捕捉實驗采集人體行走過程中的關(guān)節(jié)角度信息和足底壓力數(shù)據(jù)，利用生物力學(xué)分析軟件Opensim分析踝關(guān)節(jié)的運動特性，確定踝關(guān)節(jié)做正功時段；基于踝關(guān)節(jié)的運動特性設(shè)計了足底壓力識別、電機驅(qū)動、繩索傳動的柔性外骨骼，輔助踝關(guān)節(jié)跖曲；采集小腿肌群的肌電信號，評估外骨骼的助力效果。實驗結(jié)果證明所設(shè)計踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)可在正常行走過程中減小肌肉活性。