基于運(yùn)動(dòng)學(xué)原理的可穿戴下肢助力機(jī)器人

　　對(duì)可穿戴型助力機(jī)器人控制策略進(jìn)行分析。 根據(jù)研究目的及人體結(jié)構(gòu)和功能的特殊性和復(fù)雜性，通過將人體下肢作適當(dāng)簡(jiǎn)化及必要的假設(shè)，提出基于骨－肌肉功能模型的下肢助力機(jī)器人控制方法，該方法通過對(duì)骨－肌肉模型中的彈性系數(shù)和阻尼系數(shù)的調(diào)節(jié)能為人體下肢運(yùn)動(dòng)提供助力支持。 同時(shí)，通過人－機(jī)間交互力信息實(shí)現(xiàn)人體下肢的運(yùn)動(dòng)預(yù)判。

　　利用機(jī)器增強(qiáng)人類肌肉的力量和感知能力，同時(shí)保留人的靈活性和直接操作的感覺是機(jī)器人研究領(lǐng)域之一。 人體的所有運(yùn)動(dòng)都與力及其控制有關(guān)，助力系統(tǒng)利用特定裝置給人提供一定的力補(bǔ)償，降低人自身能量的消耗，或是對(duì)那些有異樣運(yùn)動(dòng)行為的人提供治療或矯形。

　　根據(jù)助力對(duì)象的不同，可穿戴型助力機(jī)器人可分為兩類：1）直接式：直接給使用者提供動(dòng)力，如下肢助力、背部助力及上肢助力等，這種情況下，助力裝置的運(yùn)動(dòng)需超前于人體相應(yīng)的運(yùn)動(dòng)。 2）間接式：分擔(dān)使用者的勞動(dòng)負(fù)荷，諸如背負(fù)的重物、搬運(yùn)的貨物等，從而達(dá)到減輕使用者勞動(dòng)強(qiáng)度的目的，這種模式需要機(jī)器與使用者同步運(yùn)動(dòng)。

　　由于助力裝置基本是剛性體，整體柔順性差，這樣人與裝置運(yùn)動(dòng)時(shí)會(huì)造成不協(xié)調(diào)與不自然，這便涉及到關(guān)節(jié)自由度的確定及其驅(qū)動(dòng)問題。 在運(yùn)動(dòng)辨識(shí)上，國(guó)外多數(shù)采用肌電信息作為人體運(yùn)動(dòng)信息的檢測(cè)方法，這就要求搞清人體各肌肉塊的功能，選擇最能反應(yīng)人體運(yùn)動(dòng)狀況的肌肉塊，但很多動(dòng)作通常是靠肌肉群來完成，一塊肌肉的收緊與松弛并不能完成全部動(dòng)作，這給電極的安放及信號(hào)的提取帶來很大的困難，肌電信號(hào)是人體的生理反映，它會(huì)受到人自身狀況及環(huán)境因素的影響，如汗液的分泌、衣服厚薄、松緊等。 通過對(duì)國(guó)內(nèi)外可穿戴型助力機(jī)器人的研究現(xiàn)狀進(jìn)行分析，結(jié)合多維力傳感器方面的研究成果，提出基于人－機(jī)交互力信息的運(yùn)動(dòng)信息獲取方法及肌肉功能模型的控制方法。

　　1 人體運(yùn)動(dòng)的描述和人體簡(jiǎn)化模型

　　人是人－機(jī)－環(huán)境系統(tǒng)中的主導(dǎo)因素。 在人體運(yùn)動(dòng)位置檢測(cè)中，高速攝影機(jī)實(shí)地拍攝是最常用的方法。 由于這種方法是非接觸式的記錄，因此不影響人的實(shí)際運(yùn)動(dòng)，最能真實(shí)反映人的實(shí)際運(yùn)動(dòng)情況。 對(duì)于該文的研究來說，上述檢測(cè)系統(tǒng)顯得過于龐大，且受到空間的約束，顯然不適用。 因此，采用一種即實(shí)用又簡(jiǎn)捷的運(yùn)動(dòng)信息檢測(cè)系統(tǒng)是該文研究中必要環(huán)節(jié)。從研究方法來說，對(duì)對(duì)象進(jìn)行研究離不開對(duì)對(duì)象進(jìn)行合理的抽象，當(dāng)分析各種動(dòng)作時(shí)，姿勢(shì)分析特別是人體各部分之間的相對(duì)位置分析是關(guān)鍵，將特定時(shí)刻各個(gè)關(guān)節(jié)點(diǎn)的位置連接起來，就能形成棍狀鏈?zhǔn)浇Y(jié)構(gòu)，將人體下肢簡(jiǎn)化為一個(gè)多桿多關(guān)節(jié)棍狀鏈?zhǔn)浇Y(jié)構(gòu)，也就是一個(gè)具有有限運(yùn)動(dòng)自由度的系統(tǒng)，如圖 1 所示，以此結(jié)構(gòu)作為計(jì)算模型對(duì)人體各部的運(yùn)動(dòng)和整體運(yùn)動(dòng)進(jìn)行運(yùn)動(dòng)學(xué)及動(dòng)力學(xué)分析。 表 1 為各關(guān)節(jié)活動(dòng)度信息。

　　2 運(yùn)動(dòng)分析

　　髖關(guān)節(jié)及膝關(guān)節(jié)的協(xié)調(diào)屈伸運(yùn)動(dòng)是實(shí)現(xiàn)人行走功能的前提，助力機(jī)器人的助力腿可以看作為一個(gè)串聯(lián)機(jī)構(gòu)。 它是由一系列連桿通過轉(zhuǎn)動(dòng)關(guān)節(jié)串聯(lián)而成的。 通過自主軌跡規(guī)劃，助力機(jī)構(gòu)可以完成類似雙足機(jī)器人的動(dòng)作，如行走、跨越障礙等動(dòng)作。表 2 為各桿 D－H 參數(shù)和關(guān)節(jié)變量。

　　由表 2 中的參數(shù)，可求出末端的位姿矩陣：

(1)

　　當(dāng)步行助力機(jī)器人提供 100%助力時(shí)，這意味著助力機(jī)器人系統(tǒng)完全成為一個(gè)搭載器，對(duì)于下肢助力機(jī)器人來說，人的下肢就是其負(fù)載，人體下肢各段分散于裝置各段連桿之上，這點(diǎn)與普通操作臂型機(jī)器人不同（負(fù)載主要集中在末端）。 圖 2 為人體下肢與機(jī)器人混合圖，圖 3 為機(jī)器人的機(jī)械結(jié)構(gòu)效果圖。由圖 2 中參數(shù)，利用二階拉格朗日方法得髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)處力矩 T1和 T2的動(dòng)力學(xué)方程式：

(2)

　　其中： D 系數(shù)是與質(zhì)量、速度、加速度等有關(guān)的函數(shù)。

　　3 人體下肢運(yùn)動(dòng)預(yù)判

　　步行助力機(jī)器人與使用者通過束帶緊密結(jié)合在一起，形成一個(gè)高度自動(dòng)化的人－機(jī)一體化系統(tǒng)。 此系統(tǒng)要實(shí)時(shí)地獲得使用者的運(yùn)動(dòng)信息。 用于運(yùn)動(dòng)信息采集的典型傳感器有：sEMG（表面肌電傳感器）、肌肉壓力傳感器及關(guān)節(jié)角度傳感器等。

　　研究中，考慮對(duì)應(yīng)于人體三維運(yùn)動(dòng)在裝置和人體間適當(dāng)?shù)嘏渲脺y(cè)力點(diǎn)，根據(jù)各測(cè)力點(diǎn)感受到的人體運(yùn)動(dòng)時(shí)的多維力導(dǎo)向信息，以及事先設(shè)定的參考值，判斷下一刻動(dòng)作是屈或伸，完成由人－機(jī)交互信息到使用者運(yùn)動(dòng)意圖的推理，這樣就不同于通過捆綁于人體上的肌電傳感器及角度儀用于檢測(cè)人體運(yùn)動(dòng)信息的方法。

　　4 仿小腿肌肉功能模型的下肢助力機(jī)器人控制分析

　　英國(guó)著名生理學(xué)家希爾（Hill A V）提出了一個(gè)由三個(gè)元素組成的肌肉結(jié)構(gòu)力學(xué)模型，又稱三元素模型，用此反應(yīng)肌肉的功能。 隨著對(duì)人體結(jié)構(gòu)逐步深入的認(rèn)識(shí)，不同的模型及分析方法被提出。

　　人體運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)是由骨骼和固著在骨上的肌肉組成的，肌肉的收縮和舒張牽動(dòng)骨骼，使人體能夠進(jìn)行各種運(yùn)動(dòng)。 由于人體結(jié)構(gòu)和功能的特殊性和復(fù)雜性，將人體下肢作適當(dāng)簡(jiǎn)化及必要的假設(shè)后，對(duì)人體下肢建立其功能模型，圖 4 為下肢的小腿部分骨－肌肉功能模型。 這里，骨骼簡(jiǎn)化為棍狀結(jié)構(gòu)體，肌肉簡(jiǎn)化為由彈簧－阻尼組成的阻抗模型。 其中： k 和 c 分別表示彈性系數(shù)和阻尼系數(shù)，并忽略了由摩擦力和機(jī)械傳動(dòng)阻力引起的未知干擾，模型的運(yùn)動(dòng)方程為：

　　其中： M 為肌肉產(chǎn)生的力矩［N·m］，I 為轉(zhuǎn)動(dòng)慣量 ［kg·m2］，β 為關(guān)節(jié)角加速度 ［rad/s2］，ω 為關(guān)節(jié)速度 ［rad/s］，θ 為關(guān)節(jié)角度 ［rad］。

　　肌力的產(chǎn)生是由肌肉的收縮和舒張所引起的，由力矩定義可知：

　　其中：

　　其中： x 表示肌肉在收縮與舒張中的長(zhǎng)度變量，由圖 4 可知，x 可按下式計(jì)算：

　　人在行走時(shí)，主要是通過髖關(guān)節(jié)及膝關(guān)節(jié)的屈伸運(yùn)動(dòng)來實(shí)現(xiàn)其行走功能，雙腿的擺動(dòng)多分布于矢狀面內(nèi)。 助力機(jī)器人的助力機(jī)器臂可以看作為一個(gè)開式運(yùn)動(dòng)鏈，它是由一系列連桿通過轉(zhuǎn)動(dòng)關(guān)節(jié)串聯(lián)而成，開鏈的一端固定在腰帶上，末端安裝有特別制作的金屬鞋底，髖關(guān)節(jié)及膝關(guān)節(jié)屈伸運(yùn)動(dòng)由伺服電動(dòng)機(jī)驅(qū)動(dòng)，關(guān)節(jié)的相對(duì)運(yùn)動(dòng)導(dǎo)致連桿的運(yùn)動(dòng)，使助力腿完成類似人的下肢步行動(dòng)作。

　　步行助力機(jī)器人與人體下肢通過束帶緊密聯(lián)系在一起，如圖 5 所示，步行助力機(jī)器人的最終運(yùn)動(dòng)是通過位于使用者與裝置間的各測(cè)力點(diǎn)感受到的人體運(yùn)動(dòng)時(shí)的多維力信息來完成自主運(yùn)動(dòng)，不需要任何操縱臺(tái)或外部控制設(shè)備，形成一個(gè)高度自動(dòng)化的人－機(jī)混合系統(tǒng)。 助力機(jī)器人要達(dá)到助力的功能，首先，對(duì)使用者下肢運(yùn)動(dòng)預(yù)判;其次，助力裝置除克服自身動(dòng)力矩（主要由裝置自身重量引起的重力矩）外，還要降低人體肌肉對(duì)關(guān)節(jié)所能產(chǎn)生的力作用，即降低肌力，從而達(dá)到助力的目的。 結(jié)合裝置自身的動(dòng)力矩，對(duì)式（3）進(jìn)行如下調(diào)整：

　　其中： Mexoskeleton是對(duì)外骨骼裝置進(jìn)行動(dòng)力學(xué)分析后的關(guān)節(jié)動(dòng)力矩; μ 為修正因子;助力機(jī)器人連桿裝置的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量計(jì)算如下：

　　近似計(jì)算人體各段轉(zhuǎn)動(dòng)慣量的公式如下：

　　其中： X1為體重［kg］; X2為身高［cm］; Bi0，Bi1，Bi2為二元回歸方程系數(shù)。

　　同時(shí)，角加速度可表示如下：

　　其中： dt 可以近似地認(rèn)為是實(shí)際控制系統(tǒng)中的控制采樣周期 T ，即 dt =·T ，整理合并后可得：

　　式（7）所確立的力與角速度間的對(duì)應(yīng)關(guān)系式是建立在人體肌肉功能模型之上，是形成系統(tǒng)伺服規(guī)則的重要依據(jù)。

　　5 實(shí)驗(yàn)

　　實(shí)驗(yàn)以原型樣機(jī)為對(duì)象，利用人－機(jī)間的交互力傳感器進(jìn)行人－機(jī)行走實(shí)驗(yàn)，除使用者手拿一個(gè)緊急停止按鈕外，整個(gè)過程由計(jì)算機(jī)獨(dú)立控制，無任何操縱桿或控制面板。 圖 6 是人－機(jī)混合系統(tǒng)控制框圖，圖7 是單腿混合助力系統(tǒng)運(yùn)動(dòng)時(shí)的輸出響應(yīng)曲線。 圖7 中，根據(jù)人－機(jī)間交互力的方向與外骨骼助力機(jī)器人關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)方向的關(guān)系，把系統(tǒng)的每個(gè)往復(fù)運(yùn)動(dòng)分為過渡和助力兩個(gè)階段，由圖 7 可知，助力階段所占比例越大，則助力效果就越明顯。 通過進(jìn)一步調(diào)節(jié)控制模型中的彈性系數(shù)及阻尼系統(tǒng)可以改變過渡和助力兩個(gè)階段的相對(duì)占有時(shí)間。

a:右小腿

b:右大腿

　　6 結(jié)語

　　實(shí)驗(yàn)表明，基于人體肌肉功能模型的控制方法可以為人體下肢運(yùn)動(dòng)提供助力支持，該方法與假想柔順控制方法相比，可降低系統(tǒng)對(duì)人－機(jī)交互信息的依賴性，但此方法需要提供必要的人體參數(shù)，如下肢各段的長(zhǎng)度、各段的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等，因此它對(duì)人體模型的準(zhǔn)確性要求較高。“助力多少”是對(duì)助力效果最直接的認(rèn)定，是助力機(jī)器人重要性能指標(biāo)之一，“助力多少”依賴于助力階段與過渡階段之間的相對(duì)占有時(shí)間，對(duì)“助力多少”的確定將是作者下一步研究的內(nèi)容。

——本文選自電子發(fā)燒友網(wǎng)2月《可穿戴技術(shù)特刊》“透視新設(shè)計(jì)”欄目，轉(zhuǎn)載請(qǐng)注明出處，違者必究！