行走助力型下肢外骨骼機(jī)器人的設(shè)計與控制

曾 城，許 森，丁 燁

(上海交通大學(xué)機(jī)械與動力工程學(xué)院，上海 200240)

0 引言

近年來，下肢助力外骨骼機(jī)器人在國內(nèi)外都是一個研究熱點，與康復(fù)外骨骼機(jī)器人不同，其更關(guān)注對正常人的肢體力量進(jìn)行提升，通過同步跟隨穿戴者的運(yùn)動，幫助穿戴者承擔(dān)更大的負(fù)載，輔助其進(jìn)行各種運(yùn)動并減少體力消耗，主要應(yīng)用于各種大強(qiáng)度體力活動的場合。

目前，國外研究機(jī)構(gòu)已經(jīng)研發(fā)出多種外骨骼樣機(jī)，如美國加州大學(xué)伯克利分校研制的BLEEX[1-2]，其采用的是靈敏度放大控制和位置控制相結(jié)合的混合控制策略；日本筑波大學(xué)研制的助力外骨骼HAL系列[3-5]，其通過皮膚表面肌電信號獲得穿戴者的運(yùn)動意圖，對外骨骼進(jìn)行實時的控制；新加坡南洋理工大學(xué)則基于零力矩點(ZMP)平衡理論研制了下肢助力外骨骼NTULEE[6-7]；美國哈佛大學(xué)還開發(fā)了一款柔性外骨骼短褲[8]，開發(fā)出Human-in-the-loop助力軌跡優(yōu)化方法，降低穿戴設(shè)備行走的代謝消耗。

國內(nèi)學(xué)者也從多方面研究了助力式下肢外骨骼。浙江大學(xué)的楊燦軍教授課題組研制了一款增強(qiáng)穿戴者步行能力的氣動下肢外骨骼[9]，使用自適應(yīng)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模糊推理控制算法來實現(xiàn)對主動關(guān)節(jié)的控制；哈爾濱工業(yè)大學(xué)的趙杰教授課題組研制了一款主被動結(jié)合式全身外骨骼助力機(jī)器人[10]，其利用足底壓力信號得到人體下肢的運(yùn)動狀態(tài)，再采用直接力控和靈敏度放大控制相結(jié)合的控制方式，對下肢外骨骼進(jìn)行力閉環(huán)控制；北京大學(xué)的王啟寧教授課題組則針對柔性的膝關(guān)節(jié)外骨骼進(jìn)行研究，首次提出一種基于連續(xù)體結(jié)構(gòu)的新型柔性膝關(guān)節(jié)外骨骼[11]。

針對負(fù)重助行需求，柔性結(jié)構(gòu)的外骨骼無法將負(fù)載傳遞至地面；剛性結(jié)構(gòu)固然可以傳遞載荷，卻存在著無法與穿戴者嚴(yán)格匹配，穿戴舒適性和安全性無法保證等問題。本文以行走助力為主要目標(biāo)，考慮穿戴適配性與舒適性等因素，設(shè)計了一個模塊化的下肢助力外骨骼，并基于該機(jī)器人系統(tǒng)實現(xiàn)了主動助力和隨動跟蹤2種控制模式。

1 行走助力型下肢外骨骼機(jī)構(gòu)設(shè)計

1.1 人體下肢結(jié)構(gòu)特征

圖1 人體下肢結(jié)構(gòu)特征

一般把人體單邊的下肢近似為一個7自由度的多剛體串聯(lián)機(jī)構(gòu)，如圖1b所示，髖關(guān)節(jié)連接著軀干與大腿，有外展/內(nèi)收、內(nèi)旋/外旋與伸展/彎曲3個自由度，膝關(guān)節(jié)連接著大腿與小腿，只有伸展/彎曲1個自由度，小腿與足則由踝關(guān)節(jié)連接，足部可以實現(xiàn)內(nèi)旋/外旋、外展/內(nèi)收與伸展/彎曲3個自由度。如表 1所示展示了下肢各關(guān)節(jié)的極限運(yùn)動角度，對應(yīng)的初始姿態(tài)為正常站立位姿。

表1 下肢各關(guān)節(jié)運(yùn)動的極限角度[12]

1.2 下肢外骨骼構(gòu)型設(shè)計

下肢外骨骼的設(shè)計，除了需要考慮人體下肢的結(jié)構(gòu)與運(yùn)動參數(shù)，同時也應(yīng)該符合穿戴輕便與減少能耗的要求。本文主要討論穿戴下肢外骨骼機(jī)器人步行的場景，在該場景下下肢各關(guān)節(jié)的運(yùn)動不會達(dá)到極限角度，同時具有一定的周期性，是常見的下肢外骨骼應(yīng)用場景。

如上所述，單邊下肢有7個自由度，如果直接實現(xiàn)7自由度全驅(qū)動，不僅會使機(jī)械系統(tǒng)變得冗雜，還會因為安裝過多在行走中少做功的驅(qū)動器而增加系統(tǒng)的重量，進(jìn)而增加穿戴者的負(fù)擔(dān)，與助力的需求相悖。為了簡化機(jī)構(gòu)設(shè)計，采用與下肢部分異構(gòu)，整體同構(gòu)的設(shè)計方法。人在行走時，下肢的主要運(yùn)動發(fā)生髖、膝、踝3個關(guān)節(jié)繞矢狀面法向的轉(zhuǎn)動上，即這3個關(guān)節(jié)的伸展和彎曲。研究表明，踝關(guān)節(jié)在平地行走過程中平均功率幾乎為0[13]，且在踝關(guān)節(jié)處設(shè)置驅(qū)動會增加外骨骼系統(tǒng)的慣量，而下肢繞其他參考面法向的轉(zhuǎn)動幅度較小，故本文僅將髖、膝關(guān)節(jié)繞矢狀面的轉(zhuǎn)動設(shè)為驅(qū)動自由度。為了兼顧穿戴的舒適性，本文將剩余的自由度均設(shè)計為被動自動度，并取消了踝關(guān)節(jié)的外旋/內(nèi)旋自由度，外骨骼系統(tǒng)的構(gòu)型如圖 2a所示。

圖2 下肢外骨骼機(jī)械系統(tǒng)

系統(tǒng)結(jié)構(gòu)設(shè)計還需考慮其適配性、舒適性與安全性。本文在下肢外骨骼的設(shè)計上引入尺寸調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)，同時也在人機(jī)交互處引入了一定的柔性以保證穿戴的舒適性。

2 行走助力型下肢外骨骼系統(tǒng)具體實現(xiàn)

2.1 機(jī)械系統(tǒng)的具體實現(xiàn)

根據(jù)上述設(shè)計方案，下肢外骨骼的機(jī)械系統(tǒng)如圖 2b所示。連桿受力大，采用強(qiáng)度高、密度低的T6061鋁合金材料加工而成?？紤]到接觸柔性、減重等需求，足底、人機(jī)接觸面和電機(jī)座等部件使用更輕、更軟的樹脂3D打印加工。

研究表明，70 kg的成年人以0.9 m/s的速度步行時，髖關(guān)節(jié)的最大角速度約為3.4 rad/s，最大關(guān)節(jié)力矩約為35 N·m；膝關(guān)節(jié)的最大角速度約為5.6 rad/s，最大關(guān)節(jié)力矩為21 N·m。綜合考慮驅(qū)動的功重比和人正常行走時關(guān)節(jié)速度和力矩的變化范圍，本文選擇無刷電機(jī)-諧波減速器模組作為驅(qū)動方案，4個主動自由度的驅(qū)動均采用Maxon公司生產(chǎn)的直流無刷盤式電機(jī)EC flat 90與綠的諧波公司生產(chǎn)的諧波減速器LHD-20-50-C-I。諧波減速器采用柔輪固定，剛輪輸出的安裝方式，分別通過特制的法蘭、軸連接器與電機(jī)的本體、轉(zhuǎn)軸緊固連接，形成驅(qū)動模塊后用于關(guān)節(jié)的驅(qū)動，可以提供約37 N·m的轉(zhuǎn)矩，且輸出端的額定轉(zhuǎn)速為5.2 rad/s，可以滿足助力的需求。裝配后1個關(guān)節(jié)模組的總質(zhì)量為1.3 kg，總厚度為58.7 mm，結(jié)構(gòu)緊湊，不會與上肢運(yùn)動或者環(huán)境發(fā)生明顯的干涉。

由于人在行走運(yùn)動過程中，軀干的擺動幅度最小，需使機(jī)器人系統(tǒng)的質(zhì)心盡量向軀干集中，因此主控上位機(jī)與電源等電氣設(shè)備均布置在軀干處凸出平臺。為了降低擺動腿的轉(zhuǎn)動慣量，本文將膝關(guān)節(jié)的驅(qū)動模塊偏置在大腿連桿上，并引入局部平行四邊形機(jī)構(gòu)驅(qū)動膝關(guān)節(jié)。

為適應(yīng)不同體型大小的穿戴者，該外骨骼機(jī)器人在軀干背板處、大腿桿件處和小腿桿件處均設(shè)有尺寸調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)，可以分別調(diào)整到合適的尺寸后使用螺栓在對應(yīng)通孔處進(jìn)行固定，實現(xiàn)各處尺寸的離散調(diào)節(jié)。對比人體各部位尺寸數(shù)據(jù)[16]，該外骨骼系統(tǒng)可適用于髖部寬度在300～408 mm范圍內(nèi)，大腿長度在490～550 mm范圍內(nèi)，小腿長度在370～430 mm范圍內(nèi)的穿戴者。此外，外骨骼軀干處設(shè)有背帶以便穿戴者背負(fù)，且穿戴者的胸腹部、大腿中部、小腿中部及足部均設(shè)有彈性綁帶用于綁縛固定，這些設(shè)計增加了穿戴舒適性的同時也保證了人機(jī)運(yùn)動的一致性。

總而言之，現(xiàn)代信息化為體育教學(xué)提供了有利平臺，促進(jìn)了教育的個性化發(fā)展。高校體育作為國家體育各項工作展開與實施的改革前沿陣地，有著舉足輕重的地位。在發(fā)展體育建設(shè)的道路中，肯定會出現(xiàn)一些問題，所以在現(xiàn)代教學(xué)信息化的背景下，學(xué)校應(yīng)提高對體育教學(xué)多方面的認(rèn)識，建立健全的信息化資源設(shè)施，合理創(chuàng)新信息化體育課堂，重視師生信息化能力培養(yǎng)，從整體上促進(jìn)高校體育的全面發(fā)展。

為了確保在主動驅(qū)動關(guān)節(jié)控制異常時穿戴者的人身安全，本文還在主動驅(qū)動關(guān)節(jié)上設(shè)計了機(jī)械限位結(jié)構(gòu)。主動關(guān)節(jié)的運(yùn)動在機(jī)械結(jié)構(gòu)和軟件控制的共同限制下，可以維持在人體下肢關(guān)節(jié)正常的運(yùn)動范圍內(nèi)，具體數(shù)值如表 2所示。其余被動自由度由穿戴者本人利用自身的平衡能力調(diào)節(jié)控制即可，所以未被限制運(yùn)動范圍。

表2 主動關(guān)節(jié)不同層次的極限運(yùn)動角度

此外，為了兼容多種驅(qū)動(如柔性、變剛度驅(qū)動器)，方便替換桿件，以便樣機(jī)的迭代與優(yōu)化本文采用模塊化的設(shè)計方法，將下肢外骨骼分為軀干、髖關(guān)節(jié)、大腿、膝關(guān)節(jié)、小腿、踝關(guān)節(jié)與足部共7種模塊，并為各模塊設(shè)計了結(jié)構(gòu)簡單、強(qiáng)度良好的泛用接口。

2.2 電氣系統(tǒng)實現(xiàn)

如圖 3所示為該外骨骼電氣系統(tǒng)的主要結(jié)構(gòu)。慣性測量單元(IMU)模組由5個維特智能生產(chǎn)的WT901C485組成，通過Modbus與上位機(jī)通信。傳感器分別固定在穿戴者的胯部，左右大、小腿中部，用于讀取穿戴者的運(yùn)動信息，并通過單片機(jī)將信息反饋給上位機(jī)。運(yùn)動控制器(maxon， EPOS4定位控制器)通過CAN總線與上位機(jī)通信，實時接收上位機(jī)的指令控制電機(jī)運(yùn)動，并上傳實時測量的電機(jī)狀態(tài)。

圖3 下肢外骨骼機(jī)器人電氣系統(tǒng)構(gòu)成

3 基于運(yùn)動學(xué)方法的驅(qū)動關(guān)節(jié)角解算

(1)

(2)

4 下肢外骨骼機(jī)器人控制模式

本文的下肢外骨骼機(jī)器人控制模式主要分為隨動跟蹤模式與主動助力模式2種，如圖 4所示。其中，θd為目標(biāo)關(guān)節(jié)角；θr為實際關(guān)節(jié)角；Id為目標(biāo)電流；Ir為實際電流。2種控制模式的區(qū)別主要在于實時目標(biāo)關(guān)節(jié)角的獲取方式的不同，而其底層均為經(jīng)典的PID控制方法。

圖4 下肢外骨骼機(jī)器人控制模式

4.1 主動助力模式

在主動助力模式下，外骨骼主動關(guān)節(jié)的目標(biāo)軌跡由上位機(jī)實時生成，穿戴者只需要跟隨外骨骼進(jìn)行運(yùn)動。該模式適用于穿戴外骨骼機(jī)器人進(jìn)行長時間規(guī)律行走的場景。

該模式下關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡的生成與步行速度相關(guān)性強(qiáng)。在行走步態(tài)下，關(guān)節(jié)的運(yùn)動具有周期性，1個步態(tài)周期從關(guān)節(jié)所在腿的腳掌觸地時開始，在腿經(jīng)歷支撐與擺動2個階段后，再次觸地時結(jié)束。以左膝關(guān)節(jié)為例，1個步態(tài)周期中關(guān)節(jié)的軌跡變化大致如圖5所示。

圖5 左膝關(guān)節(jié)1個步態(tài)周期內(nèi)的軌跡

從該曲線中可以提取出軌跡的起點A，3個曲線極值點B、C、D和軌跡終點E共5個特征點。根據(jù)不同步行速度下的人體關(guān)節(jié)數(shù)據(jù)，可以對步態(tài)周期T以及各極值點處的關(guān)節(jié)角度和其在步態(tài)周期中所處的相位進(jìn)行擬合與分析，得到其對應(yīng)關(guān)系。如圖6所示分別為不同步行速度下對特征點B關(guān)節(jié)角度和步態(tài)周期的擬合結(jié)果，可知關(guān)節(jié)角度、步頻與步行速度可以用線性關(guān)系近似。

圖6 不同步速下極值點B和步頻的擬合

對其他的特征進(jìn)行類似的操作，最終可得左膝關(guān)節(jié)軌跡中各極值點及步態(tài)周期與步行速度的擬合關(guān)系如式(3)所示，其中，v為步行速度；θα,α∈{A,B,C,D,E}為各極值點處的關(guān)節(jié)角度；T為1個步態(tài)周期的時長；tα,α∈{A,B,C,D,E}為從步態(tài)開始至各極值點處所經(jīng)歷的時間。在此基礎(chǔ)上，根據(jù)得到的軌跡極值點及步態(tài)周期，使用Hermite插值的方法，可以規(guī)劃得到膝關(guān)節(jié)軌跡曲線，如圖 7所示即根據(jù)不同步行速度所生成的膝關(guān)節(jié)軌跡。而髖關(guān)節(jié)的軌跡也可以用同樣的方法來生成。

圖7 不同步速下生成的膝關(guān)節(jié)軌跡

(3)

4.2 隨動跟蹤模式

在主動控制模式下，外骨骼主動關(guān)節(jié)的目標(biāo)軌跡來自于穿戴者的下肢姿態(tài)信息。該模式下，主控上位機(jī)讀取綁縛于穿戴者軀干及腿上的IMU的信息，根據(jù)式(2)解算出人體的關(guān)節(jié)角，并將該關(guān)節(jié)角作為目標(biāo)角度控制外骨骼關(guān)節(jié)運(yùn)動。體現(xiàn)為外骨骼跟隨穿戴者的運(yùn)動。該模式適用于穿戴外骨骼進(jìn)行不規(guī)律行走的場景，如地形切換。

5 下肢外骨骼機(jī)器人樣機(jī)實驗探究

5.1 下肢外骨骼機(jī)器人樣機(jī)搭建

如圖 8所示，在主動關(guān)節(jié)未驅(qū)動的情況下，由于多個被動自由度的存在，穿戴者在這些方向上的運(yùn)動不會被限制，搭建的下肢外骨骼機(jī)器人樣機(jī)可與穿戴者較為緊密地貼合。外骨骼的剛性結(jié)構(gòu)使得其負(fù)載大部分由支撐腿傳遞至地面，穿戴者只需提供使其保持穩(wěn)定的力，而不需承擔(dān)外骨骼帶來的額外負(fù)載。

圖8 下肢外骨骼機(jī)器人樣機(jī)穿戴示意

5.2 主動助力實驗

在該實驗過程中，受試者穿戴下肢外骨骼，在外骨骼預(yù)定軌跡的“牽引”下向前行走。對比穿戴者與外骨骼的關(guān)節(jié)軌跡可以評估助力效果。圖 9為被動模式下穿戴者與外骨骼的左膝關(guān)節(jié)軌跡，其中涉及步行速度的1次切換，即平均步行速度從0.5 m/s切換到1.0 m/s。

圖9 被動模式下穿戴者與外骨骼的膝關(guān)節(jié)軌跡

從實驗結(jié)果可見雖然二者運(yùn)動周期相同，但穿戴者的膝關(guān)節(jié)運(yùn)動幅值顯著低于外骨骼對應(yīng)關(guān)節(jié)的運(yùn)動幅值。這是因為此時穿戴者被動運(yùn)動，而人機(jī)之間依靠彈性綁帶交互，外骨骼對穿戴者的助力體現(xiàn)為綁帶的彈力，自然外骨骼與穿戴者對應(yīng)的關(guān)節(jié)會有一定的偏置，而這個偏置與所需的拉力大小相關(guān)。

5.3 隨動跟蹤實驗

隨動跟蹤模式實驗的內(nèi)容是由受試者穿戴下肢外骨骼進(jìn)行長時間的行走活動，獲取實時信息以評估實驗效果。圖 10和圖 11為受試者穿戴設(shè)備從站立到行走到停步的完整過程中右側(cè)下肢2個主動關(guān)節(jié)的跟蹤情況，可見下肢外骨骼的跟隨效果很好，而關(guān)節(jié)角速度越大，跟蹤誤差則越大。

圖10 主動模式下穿戴者與外骨骼的右髖關(guān)節(jié)軌跡

圖11 主動模式下穿戴者與外骨骼的右膝關(guān)節(jié)軌跡

實驗過程中下肢各個關(guān)節(jié)的平均絕對誤差如表3所示。

表3 主動關(guān)節(jié)不同層次的極限運(yùn)動角度

6 結(jié)束語

本文以開發(fā)的下肢外骨骼機(jī)器人為研究對象，從人體下肢結(jié)構(gòu)特征與工程需求出發(fā)，進(jìn)行機(jī)器人系統(tǒng)的設(shè)計，并搭建了下肢外骨骼樣機(jī)。在此基礎(chǔ)上，實現(xiàn)了2種模式的運(yùn)動控制，分別適用于長時間規(guī)律步行場景與短時不規(guī)律步行場景。在行走實驗中發(fā)現(xiàn)：

a.受通信方式影響，外骨骼的跟蹤仍有滯后。

b.目前的模式只能實現(xiàn)外骨骼不阻礙穿戴者的正常運(yùn)動，承擔(dān)一定負(fù)載，還不能對人的下肢起到助力作用。

這些問題是接下來值得研究的主題。此外，由于膝關(guān)節(jié)本質(zhì)上并非單軸旋轉(zhuǎn)關(guān)節(jié)，后續(xù)工作可以無需考慮驅(qū)動模塊而直接對膝關(guān)節(jié)進(jìn)行替換，這也體現(xiàn)了本文模塊化設(shè)計的優(yōu)點。