下肢外骨骼機(jī)器人設(shè)計(jì)及實(shí)驗(yàn)研究

韓亞麗,許泉,孫翰,李沈炎,許有熊

(南京工程學(xué)院機(jī)械工程學(xué)院，江蘇南京 211167)

0 前言

據(jù)最新調(diào)查，我國人口老齡化程度進(jìn)一步加深，帶來更多的老年疾病患者[1]。同時(shí)，我國肢體殘障人口基數(shù)極大[2]。面對(duì)這樣的國情，專業(yè)治療師缺乏且人力成本高，康復(fù)需求得不到滿足。下肢外骨骼作為全新的人機(jī)一體化可穿戴設(shè)備，兼具人類的“智慧”和機(jī)械的“力量”于一體，能根據(jù)穿戴者意圖為其提供一定的運(yùn)動(dòng)和負(fù)重能力，為有肢體康復(fù)需求的穿戴者提供康復(fù)助力效果，協(xié)助患者進(jìn)行有效的康復(fù)訓(xùn)練[3]。因此，在軍工和醫(yī)療康復(fù)領(lǐng)域下肢外骨骼的研究成為熱點(diǎn)[4-5]。

下肢外骨骼概念最早根據(jù)美國通用公司研發(fā)的“Hardiman”提出。近年來，隨著傳感、控制、材料和人機(jī)交互等多學(xué)科的快速發(fā)展，對(duì)于下肢外骨骼的研究快速發(fā)展并且愈發(fā)深入。國外對(duì)于外骨骼的研究起步較早，已經(jīng)推出了多種側(cè)重不同的外骨骼。在軍工負(fù)重領(lǐng)域的代表性外骨骼有“BLEEX”[6-8]和“XOS”[9-10]等，它們?cè)谶\(yùn)動(dòng)過程中向地面?zhèn)鬟f力，最大程度減少外骨骼與穿戴者之間的相互作用力。在醫(yī)療康復(fù)領(lǐng)域的代表性外骨骼有“HAL”“ALEX”和“ReWalk”等[11-12]，可支撐患者站立、行走，用于固定位置步態(tài)康復(fù)。國內(nèi)下肢外骨骼的研究雖然從二十一世紀(jì)初才開始，但在國家的大力關(guān)注推動(dòng)下也發(fā)展迅速，哈爾濱工業(yè)大學(xué)推出“HIT-LEX”[13]，中科院推出“WPAL”，東南大學(xué)和華中科技大學(xué)等高校和科研機(jī)構(gòu)都研發(fā)了不同的下肢外骨骼樣機(jī)和控制算法[14-15]，都取得了相應(yīng)的科研成果。

針對(duì)實(shí)現(xiàn)下肢殘障患者的康復(fù)需求，本文作者設(shè)計(jì)并搭建了一種基于液壓驅(qū)動(dòng)的下肢外骨骼系統(tǒng)并將滑?？刂品椒☉?yīng)用于外骨骼的運(yùn)動(dòng)跟隨，通過下肢外骨骼的空擺實(shí)驗(yàn)和穿戴者主被動(dòng)跟隨行走的軌跡誤差及助力效果來驗(yàn)證機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)的合理性和控制系統(tǒng)的有效性。

1 液壓驅(qū)動(dòng)下肢外骨骼機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)

下肢外骨骼作為下肢殘障患者的康復(fù)輔助穿戴設(shè)備，首先必須尊重人體下肢自然運(yùn)動(dòng)規(guī)律，確保穿戴者的安全性和舒適性。本文作者對(duì)下肢外骨骼進(jìn)行機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)時(shí)，在滿足康復(fù)助力功能的前提下，盡可能簡化各關(guān)節(jié)自由度的處理，以避免因機(jī)構(gòu)復(fù)雜冗余帶來的一系列問題。

通過簡化人體下肢真實(shí)模型，根據(jù)仿生學(xué)原理，由于下肢外骨骼具有對(duì)稱性，對(duì)單腿設(shè)計(jì)了5個(gè)自由度。腰部通過1個(gè)自由度實(shí)現(xiàn)外展/內(nèi)收，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)各自通過1個(gè)自由度實(shí)現(xiàn)屈伸運(yùn)動(dòng)。而踝關(guān)節(jié)通過2個(gè)自由度實(shí)現(xiàn)被動(dòng)趾屈/背屈和內(nèi)收/外展運(yùn)動(dòng)。同時(shí)，在不影響機(jī)構(gòu)本身結(jié)構(gòu)強(qiáng)度的基礎(chǔ)下，對(duì)大腿和小腿連桿進(jìn)行挖空處理，滿足輕量化要求。為了避免剛性驅(qū)動(dòng)對(duì)穿戴者造成傷害，選用液壓驅(qū)動(dòng)方式，在髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)采用液壓桿帶動(dòng)大小腿連桿完成屈/伸運(yùn)動(dòng)，具有運(yùn)行平穩(wěn)和具備過載保護(hù)的優(yōu)點(diǎn)。

設(shè)計(jì)的下肢外骨骼整體結(jié)構(gòu)如圖1所示，主要由髖、膝關(guān)節(jié)主動(dòng)屈伸組件，腰部、踝關(guān)節(jié)被動(dòng)轉(zhuǎn)動(dòng)組件，足底可穿戴受力鞋，在大小腿上可自由彎曲的綁縛裝置以及髖、膝關(guān)節(jié)液壓驅(qū)動(dòng)裝置組成。為了適應(yīng)不同用戶的腿型，設(shè)計(jì)的下肢外骨骼在腰部、大腿和小腿長度都具備調(diào)節(jié)機(jī)構(gòu)供穿戴者調(diào)節(jié)。

圖1 下肢外骨骼整體結(jié)構(gòu)Fig.1 Overall structure of the lower limb exoskeleton

2 控制算法研究

2.1 滑?？刂破髟O(shè)計(jì)

用戶穿戴的舒適性和安全性是下肢外骨骼的首要控制要求?；？刂谱鳛橐环N變結(jié)構(gòu)控制方法，可以隨時(shí)根據(jù)系統(tǒng)誤差以及誤差的各階導(dǎo)數(shù)變化[16]，具有無超調(diào)、震蕩和響應(yīng)快的優(yōu)點(diǎn)，但是響應(yīng)速度過快會(huì)帶來抖振過大的問題。經(jīng)比較，減小抖振的滑模控制方法可以很好地滿足下肢外骨骼控制算法要求。

在考慮干擾情況下，被控對(duì)象可描述為

(1)

其中：f和h表示已知的非線性函數(shù)；u為控制系統(tǒng)電磁閥的輸入量；θ為傳感器的輸出量；d為干擾量。

(2)

下肢外骨骼關(guān)節(jié)扭矩的狀態(tài)方程如下：

(3)

其中：e(t)=θd(t)-θ(t)為關(guān)節(jié)角度跟蹤誤差，θd(t)為關(guān)節(jié)期望角度。

該下肢外骨骼模型的關(guān)節(jié)角度跟蹤誤差：

切換函數(shù)：

采用指數(shù)趨緊律時(shí)，設(shè)滑模控制器為

(4)

滑?？刂频闹饕繕?biāo)之一是減少控制輸入的抖振。為此，可以使用飽和函數(shù)sat(s)代替理想滑模中的符號(hào)函數(shù)sgn(s)：

其中：Δ為邊界層。

由此，得到滑模控制器為

(5)

(6)

-sTηsat(s)≤0

(7)

根據(jù)Lyapunov，可知該系統(tǒng)穩(wěn)定。

2.2 滑模控制與PID控制切換

設(shè)uPID表示PID控制，uSMC表示滑?？刂?，ε為控制切換系數(shù)。

令：

s=εuPID+(1-ε)uSMC

(8)

其中：

(9)

為了讓系統(tǒng)兼具傳統(tǒng)PID控制和滑?？刂频膬?yōu)點(diǎn)，通過設(shè)置控制切換函數(shù)將兩種控制方式結(jié)合。通過多次參數(shù)調(diào)整，選取系統(tǒng)響應(yīng)時(shí)間和抖振情況均較理想的臨界偏差為e0。根據(jù)實(shí)際角度偏差|e|的情況在兩種控制方式之間進(jìn)行切換，使得系統(tǒng)在具有較高穩(wěn)態(tài)精度和響應(yīng)速度的同時(shí)抖振較小，以此實(shí)現(xiàn)較好的控制效果。

2.3 仿真分析

采用滑?？刂破髋cPID控制策略相結(jié)合，對(duì)文中的下肢外骨骼系統(tǒng)進(jìn)行隨動(dòng)控制仿真實(shí)驗(yàn)。圖2所示為在Simulink軟件中搭建的仿真實(shí)驗(yàn)控制框圖。

圖2 Simulink仿真控制框圖Fig.2 Block diagram of Simulink simulation control

根據(jù)人體下肢髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)自然運(yùn)動(dòng)范圍，調(diào)節(jié)各參數(shù)以降低系統(tǒng)抖振。綜合多次仿真結(jié)果，最終選取各模型參數(shù)：大腿質(zhì)量m1=6 kg；小腿質(zhì)量m2=4 kg；大腿桿長l1=0.55 m；小腿桿長l2=0.47 m；比例系數(shù)Kp=[550,500]T；微分比例系數(shù)Kd=[10,5]T；切換量e1=[0.01,0.004]；收斂因子c1=[0.1,0.2]T。仿真結(jié)果如圖3、圖4所示。

圖3 髖關(guān)節(jié)(a)和膝關(guān)節(jié)(b)跟蹤曲線Fig.3 Tracking curves of hip joint(a) and knee joint(b)

通過分析圖3可知：采用滑?？刂破鞯腜ID控制策略能讓下肢外骨骼實(shí)現(xiàn)較好的運(yùn)動(dòng)跟隨性能，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)都具有良好的跟隨效果，能夠滿足控制需求，達(dá)到運(yùn)動(dòng)跟隨控制的目的。

圖4 髖關(guān)節(jié)(a)和膝關(guān)節(jié)(b)誤差曲線Fig.4 Error curves of hip joint(a) and knee joint(b)

從圖4可以看出：該滑?？刂破髋cPID控制策略相結(jié)合，髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)跟隨誤差較小，表明該外骨骼控制算法滿足預(yù)期理想效果。

7套試卷知識(shí)點(diǎn)來源于高等數(shù)學(xué)專業(yè)知識(shí)與高中數(shù)學(xué)知識(shí)，包括極限，一元函數(shù)微積分，級(jí)數(shù)收斂，矩陣及其變換，概率與統(tǒng)計(jì)，空間直線方程，平面方程，曲線方程，簡易邏輯，算法框圖，數(shù)列，函數(shù)等等.重視大學(xué)本科數(shù)學(xué)專業(yè)知識(shí)，考察最基本、常用知識(shí)點(diǎn)、性質(zhì)及其相關(guān)定理的應(yīng)用，僅考查中學(xué)數(shù)學(xué)知識(shí)點(diǎn)的題目少；若僅考查中學(xué)知識(shí)點(diǎn)，一般為概率與統(tǒng)計(jì)模塊，利用分類加法與分步乘法原理確定隨機(jī)事件的概率，且題目載體相似.

3 下肢外骨骼機(jī)器人系統(tǒng)實(shí)驗(yàn)

3.1 樣機(jī)平臺(tái)搭建

為支持控制算法并實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)控制，搭建了基于dSPACE系統(tǒng)外骨骼機(jī)器人的實(shí)驗(yàn)平臺(tái)以及實(shí)驗(yàn)樣機(jī)，如圖5所示。在結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)方面通過合理的限位機(jī)構(gòu)確保系統(tǒng)的安全性。在下肢步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人系統(tǒng)設(shè)計(jì)中，由電源、PC機(jī)、dSPACE實(shí)時(shí)控制器、傳感器、伺服閥和液壓缸實(shí)現(xiàn)控制。在MATLAB/Simulink中進(jìn)行各個(gè)控制程序模塊的設(shè)計(jì)，控制伺服閥從而控制驅(qū)動(dòng)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)和各傳感器信息反饋進(jìn)行閉環(huán)控制，從而來滿足各類實(shí)驗(yàn)的目的。

圖5 下肢助力外骨骼實(shí)驗(yàn)平臺(tái)Fig.5 Experiment platform of lower limb assisted exoskeleton

3.2 下肢外骨骼的空擺實(shí)驗(yàn)

為了驗(yàn)證文中外骨骼樣機(jī)能在關(guān)節(jié)角度控制器作用下實(shí)現(xiàn)較好的步態(tài)跟蹤，首先開展了預(yù)設(shè)步態(tài)跟蹤實(shí)驗(yàn)。為了防止穿戴者干擾，充分展現(xiàn)外骨骼運(yùn)動(dòng)，將外骨骼實(shí)驗(yàn)樣機(jī)固定在鋁型材鋼架上進(jìn)行空擺實(shí)驗(yàn)。外骨骼的運(yùn)動(dòng)控制是通過預(yù)定的標(biāo)準(zhǔn)軌跡完成的。外骨骼在步態(tài)周期中的運(yùn)動(dòng)序列如圖6所示。

圖6 擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)中外骨骼的運(yùn)動(dòng)時(shí)序

選取一組提前采集的健康實(shí)驗(yàn)員步態(tài)曲線作為預(yù)設(shè)步態(tài)曲線進(jìn)行空擺實(shí)驗(yàn)，經(jīng)過不斷修改PID控制參數(shù)，得到圖7所示的雙腿關(guān)節(jié)步態(tài)軌跡跟蹤結(jié)果。

圖7 不同速度雙腿空擺跟隨效果

由圖7可知：外骨骼關(guān)節(jié)能較好地遵循期望軌跡，誤差較小，最大跟蹤誤差為5°，滿足實(shí)驗(yàn)要求。樣機(jī)空擺過程中性能穩(wěn)定且預(yù)設(shè)步態(tài)跟蹤角度符合人體下肢關(guān)節(jié)角度運(yùn)動(dòng)范圍，在一定程度上保證了穿戴的安全性。

3.3 穿戴下肢外骨骼被動(dòng)跟隨實(shí)驗(yàn)

穿戴者通過穿戴下肢外骨骼在跑步機(jī)上以不同速度進(jìn)行測試，被動(dòng)跟隨實(shí)驗(yàn)為健康穿戴者要求完全被動(dòng)，讓外骨骼進(jìn)行完全輔助實(shí)驗(yàn)，人機(jī)穿戴行走過程如圖8所示。外骨骼的運(yùn)動(dòng)控制是通過預(yù)定的標(biāo)準(zhǔn)軌跡完成的，受試者在輔助下跟隨。分別以不同的速度進(jìn)行了被動(dòng)步態(tài)軌跡跟蹤實(shí)驗(yàn)，跟蹤軌跡如圖9所示。

圖8 穿戴下肢外骨骼被動(dòng)跟隨時(shí)序

圖9 不同速度穿戴被動(dòng)行走跟隨效果

3.4 穿戴下肢外骨骼的主動(dòng)跟隨實(shí)驗(yàn)

不同于被動(dòng)跟隨實(shí)驗(yàn)時(shí)給出預(yù)定的標(biāo)準(zhǔn)軌跡，主動(dòng)跟隨實(shí)驗(yàn)時(shí)采集穿戴者下肢的實(shí)時(shí)姿勢作為所需軌跡輸入控制器。穿戴外骨骼在跑步機(jī)上以不同步速行走，用角度傳感器采集人體下肢關(guān)節(jié)角度，濾波后作為期望軌跡，同時(shí)采集外骨骼膝關(guān)節(jié)角度作為實(shí)際跟蹤軌跡，將兩者做差作為控制器輸入控制外骨骼運(yùn)動(dòng)，驗(yàn)證外骨骼的主動(dòng)跟隨性能。通過實(shí)驗(yàn)得到不同步速下的角度跟蹤效果如圖10所示。

圖10 不同速度穿戴主動(dòng)行走跟隨效果

由圖10可以看出：雖然步態(tài)呈非規(guī)律變化，但外骨骼仍能很好地跟隨受試者下肢的運(yùn)動(dòng)，隨著速度加快步頻與步幅也隨之增加，跟蹤誤差也隨之輕微增加但總體依舊較小。實(shí)驗(yàn)結(jié)果反映了外骨骼良好的跟蹤性能與快速響應(yīng)性。

4 總結(jié)

基于液壓驅(qū)動(dòng)進(jìn)行了下肢助力外骨骼結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)及控制研究，對(duì)整體控制方案進(jìn)行研究。對(duì)人體下肢生理和運(yùn)動(dòng)機(jī)制以及關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)范圍進(jìn)行分析，確定了下肢外骨骼整體結(jié)構(gòu)方案，包括關(guān)節(jié)自由度、下肢可調(diào)范圍、限位裝置等。在驅(qū)動(dòng)方式選擇上，將液壓驅(qū)動(dòng)作為外骨骼動(dòng)力單元。同時(shí)提出了一種滑?？刂破鳎?duì)此進(jìn)行了控制仿真模擬，驗(yàn)證了外骨骼控制算法具備良好的跟蹤效果?；赿SPACE實(shí)時(shí)仿真系統(tǒng)搭建了下肢助力外骨骼控制實(shí)驗(yàn)平臺(tái)，在軟件中編寫了下肢外骨骼控制程序?；诖?，進(jìn)行了下肢外骨骼空載預(yù)設(shè)和載人預(yù)設(shè)軌跡跟隨實(shí)驗(yàn)，驗(yàn)證了控制算法的有效性以及外骨骼樣機(jī)設(shè)計(jì)的合理性。