可穿戴型下肢助力機(jī)器人控制分析

對可穿戴型助力機(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，國外多數(shù)采用肌電信息作為人體運(yùn)動(dòng)信息的檢測方法，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的提取帶來很大的困難，肌電信號是人體的生理反映，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。 通過對國內(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。 對于該文的研究來說，上述檢測系統(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)用又簡捷的運(yùn)動(dòng)信息檢測系統(tǒng)是該文研究中必要環(huán)節(jié)。從研究方法來說，對對象進(jìn)行研究離不開對對象進(jìn)行合理的抽象，當(dāng)分析各種動(dòng)作時(shí)，姿勢分析特別是人體各部分之間的相對位置分析是關(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力點(diǎn)，根據(jù)各測力點(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)簡化及必要的假設(shè)后，對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，骨骼簡化為棍狀結(jié)構(gòu)體，肌肉簡化為由彈簧-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，對式(3)進(jìn)行如下調(diào)整：

其中： Mexoskeleton是對外骨骼裝置進(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)，如下肢各段的長度、各段的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等，因此它對人體模型的準(zhǔn)確性要求較高。“助力多少”是對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占有時(shí)間，對“助力多少”的確定將是作者下一步研究的內(nèi)容。