0 引言
随着现代武器杀伤效能的提高,战争中士兵受伤的可能性也大幅增加。统计发现,脑部、脊髓和四肢受伤的战士占战伤士兵的绝大部分,其中仅脑部受伤的士兵比例占总体的32.85%[1]。大部分脑部、脊髓和下肢骨创伤的士兵在战场救护后会出现偏瘫、截瘫和肢体运动功能障碍等问题。医学研究表明,对于有不同程度下肢功能障碍的人群,如果能帮助他们适当直立或进行简单步态训练,能够刺激下肢运动肌群和神经,提高下肢运动能力,甚至重新行走。同时适量的运动能明显缓解患者的忧郁、沮丧等悲观情绪,有益于战伤士兵的身心健康。对战伤造成偏瘫或运动功能障碍的士兵进行康复训练,消除受伤士兵的负面情绪,这是我国卫勤保障的工作内容之一。传统“一对一、多对一”的康复方式效率较低,特别是在战争状态下,医疗人力资源紧张,无法对大批受伤士兵做出及时应对措施,致使战伤士兵错过最佳康复时机。而医疗康复外骨骼技术的发展和运用,可以为上述问题提供一个科学有效的解决方式。
国外在医疗康复外骨骼方面已经有相对成熟的研究和初步投入市场的产品,如美国的Ekso[2]、Indego[3],以色列的ReWalk[4-5]、新加坡NaTUre-Gaits[6]、新西兰的Rex[7]等。国内外在轮椅式外骨骼上也有了初步的研究,如印度的外骨骼轮椅[8]让老年人和患者在轮椅上就能进行腿部练习;山东理工大学贾丙琪等对研制的多功能外骨骼[9]进行了动力学建模和仿真分析,清华大学[10]为截瘫患者研制了一种足部带轮滑鞋的轮腿式外骨骼,用于辅助患者进行移动。但上述产品还有一些不足:① 现有的康复助行外骨骼大多结构复杂、体积大,除康复训练外不能长时间穿戴;② 这些康复外骨骼的机动性差,不适合转移运输以及对大批量战伤士兵进行康复训练治疗与助行;③ 动态稳定性差,康复训练时需要拐杖辅助实现稳定行走,但拐杖除训练时维持稳定之外,其他时间则成为额外的结构负担。
本文从轮足外骨骼的功能需求出发进行结构设计,尽可能使结构和传动系统可在轮足两用的模式下实现共用,减少结构冗余问题,提升携带性,更好的满足下肢战伤士兵的康复训练需求,提高战伤士兵轮式助行机动的能力;将战伤康复轮足外骨骼的康复训练模式简化为连杆模型,推导出其理论动力学模型,将该模型计算结果与虚拟样机模型计算结果进行对比分析;建立基于位置阻抗的轮足外骨骼主动康复训练策略,搭建实物样机,验证轮足外骨骼摆动腿动力学理论模型的准确性,并进行步态主动训练试验,结果满足使用需求,本研究所设计的轮足外骨骼为下肢战伤士兵康复提供了一种解决方案。
1 下肢战伤康复轮足外骨骼设计
1.1 人体下肢结构分析
在康复轮足外骨骼的结构设计中,其康复功能主要由外骨骼结构实现,外骨骼是一款要和穿戴者身体贴合固定的穿戴式设备,因此,设计时必须考虑外骨骼结构和穿戴者的相容性。根据对人体解剖学以及人体下肢关节运动方式和范围的研究,人体可以分为3个平面,分别是冠状面、横截面与矢状面。人体下肢关节由髋关节、膝关节和踝关节组成,共有7个自由度,髋关节3个,膝关节1个以及踝关节3个。关节的弯曲/伸展表示在矢状面的运动,外展/内收表示在冠状面内的运动,内旋/外旋表示在横截面内的运动。
1.2 战伤康复轮足外骨骼结构
依据中国成年人体尺寸标准GB/T 10000—1988文件[11],结合中国2020年居民身高调研数据,设计下肢外骨骼的各部件尺寸。同时为了使战伤康复轮足外骨骼对大多数的战伤士兵具有适配性,下肢外骨骼必须具备尺寸调节功能,主要可调节构件的调节范围如表1所示。
表1 下肢外骨骼可调结构参数(mm)
Table 1 Adjustable parameters of lower limb exoskeleton
可调部位腰部宽度大腿长度小腿长度可调范围390～450420～530330～450
依据对人体下肢结构的分析,设计了战伤康复轮足外骨骼的结构(图1(a));为满足活动范围的同时减少驱动和保证支撑,对关节的自由度进行重新设计(图1(b));为防止对穿戴者造成二次伤害,依据人体正常行走的关节活动范围对下肢外骨骼的关节设计了机械限位[9]。
图1 外骨骼结构与自由度分配
Fig.1 Exoskeleton structure and its DOF
1.3 战伤康复轮足外骨骼的工作模式和切换结构
战伤康复轮足外骨骼包括2种工作模式,分别是外骨骼康复训练模式(图2(a))和轮式助行模式(图2(b))。
图2 轮足外骨骼的工作模式
Fig.2 Working mode of wheel-foot exoskeleton
战伤康复轮足外骨骼的康复训练模式主要用于对脑部和脊柱战伤士兵的康复训练。该康复训练模式包括主动康复训练和被动康复训练。在需要进行康复训练模式时,将位于小腿处的被动轮上移,使足底接触地面;通过切换结构将支撑结构与外骨骼分离,将其作为康复训练时的拐杖,维持训练过程中平衡支撑,保证行走稳定性与安全性。根据战伤士兵的恢复状况,调节外骨骼的控制器,控制外骨骼执行主动康复训练或者被动康复训练。轮式助行模型:将被动轮下调使得足部离开地面,将膝关节锁定在直角状态,并将大腿调节成与背部垂直状态,同时将支撑结构调整为轮椅的后腿与扶手,将主动轮放置于地面,将髋关节的动力输出转换到主动轮上,实现轮式移动助力,该种模式主要用于脑部和脊柱战伤士兵的日常移动助行或提高作战时的转移机动能力。
康复训练模式中髋关节运动的驱动电机可为轮式助行模式下的主动轮运动提供驱动力,从而减少驱动系统,降低系统的整体质量。这种功能的实现是由动力切换机构(图3(a))来完成的。当战伤康复轮足外骨骼需要工作在康复训练模式时,设计在外壳上的锁止机构将行星架固定,此时电机轴上的太阳轮通过行星轮将输出动力传送给外齿圈,外齿圈带动套索内的钢丝绳运动,从而拉动髋关节旋转运动。根据75 kg人体运动时的髋关节力矩可达到60 N·m[12],而髋关节处轮盘直径为80 mm,若由套索驱动髋关节运动,则套索内钢丝绳的拉力达1 500 N,而设计所采用的钢丝绳为直径2 mm的6×7+FC纤维芯钢丝绳,其最小破断拉力为 2 080 N,并且所设计的外骨骼髋关节的驱动力矩是为人体提供辅助,并不完全驱动人体运动,因此,套索的设计能确保安全使用。
图3 轮足外骨骼的切换结构
Fig.3 Switching structure of wheel-foot exoskeleton
另一方面,当战伤康复轮足外骨骼需要轮式助行模式时,此时设计在髋关节内的锁止机构通过套索将髋关节和外齿圈固定,驱动电机的动力由太阳轮输出给行星架,行星架的中心轴连接有软轴,通过软轴将动力输出给主动轮,从而驱动变为“轮椅”的轮足外骨骼(如图2(b))进行运动。
轮足外骨骼在康复训练模式和轮式助行模式之间的切换是通过设置在外骨骼腰部的模式切换结构(图3(b))实现的。当轮足外骨骼处于康复训练模式时,模式切换结构的夹持结构将支撑结构松开,支撑结构可作为拐杖辅助穿戴者进行训练,保证训练时的动态稳定;在需要进行快速移动的时候,夹持结构夹紧支撑结构,将其作为后主动轮的支撑构件,从而变成轮式助行模式。
2 轮足外骨骼动力学分析
2.1 轮足外骨骼的康复训练模式动力学建模
利用拉格朗日法对轮足外骨骼的康复模式动力学进行推导。由于战伤康复轮足外骨骼的康复模式的各关节电机主要工作在摆动期,因此,只对其模型的单侧摆动腿进行建模,建立简化二连杆模型(图4),推导其动力学方程。
图4 轮足外骨骼摆动腿模型
Fig.4 Swing leg model of wheel-foot exoskeleton
拉格朗日函数如式(1):
L=Ek-Ep
(1)
系统动力学的拉格朗日方程可表示为式(2):
(2)
以髋关节为基坐标系原点,图中mh、mk分别为大小腿质量,lch、lck分别为髋、膝关节到其质心的距离,Lh、Lk为大小腿的腿长,θh、θk分别为髋关节和膝关节的关节角位移;在拉格朗日方程中,θ表示系统的广义坐标;
表示系统的广义速度;
表示系统的广义加速度;T表示系统中的作用力矩。
根据图4质心坐标,可计算出大、小腿质心位置如式(3):
(3)
由此计算出大、小腿动能和势能为式(4)、式(5)所示:
(4)
EP=mhgych+mkgyck
(5)
式(4)中: Ih、Ik分别为大、小腿的转动惯量,g为重力加速度,将大腿和小腿近似为匀质杆时,
并且lch=Lh/2,lck=Lk/2。根据拉格朗日方程可得到髋关节和膝关节的关节力矩如式(6)、式(7):
Th=
mhgLhsin(θh)/2+mkgLhsin(θh)+
mkgLksin(θh-θk)/2
(6)
Tk=
mkgLksin(θh-θk)/2
(7)
2.2 轮足外骨骼动力学仿真分析
本文分别采用理论模型(式(6)、式(7))与虚拟模型进行轮足外骨骼摆动腿的动力学计算与仿真,理论计算与虚拟仿真时以人体步态的关节运动数据为输入。
利用虚拟样机建立外骨骼模型进行仿真:① 将轮足外骨骼三维模型导入到虚拟样机平台中;② 添加虚拟样机仿真参数,主要有重力、样机模型与地面及样机模型内部构件的摩擦力等[12];③ 设置样机的质量参数以及质心位置等参数;④ 添加约束,对髋、膝关节的屈/伸运动添加旋转约束,其他构件添加固定约束,长度可调构件按照人体尺寸要求设定后固定,具体参数见表2;⑤ 添加驱动,在虚拟模型的膝关节和髋关节处添加旋转驱动,本文中仿真时使用插值函数拟合人体关节角位移曲线对轮足外骨骼的髋、膝关节施加驱动,使髋、膝关节能够按照人的步态运动;⑥ 设置仿真的时长及数据采集步长,开始仿真并对仿真数据进行处理[13]。图5是在虚拟仿真平台中建立的虚拟样机模型。
图5 外骨骼虚拟样机模型
Fig.5 Exoskeleton virtual prototype model
表2 轮足外骨骼模型参数
Table 2 Parameters of the wheel-foot exoskeleton
部位长度/mm质量/kg质心位置/mm大腿50710.94238.3小腿4283.12201.6
依据人体步行过程中各个关节角度的变化情况[14-16],进行轮足外骨骼的虚拟仿真与理论计算,得到关节力矩数据,经平滑处理后,结果如图6所示,摆动腿髋、膝关节力矩理论计算和虚拟仿真的对比图。
图6 关节力矩对比曲线
Fig.6 Joint torque comparison curve
从虚拟仿真数据与理论计算之间的对比可以看出,在轮足外骨骼系统动力学模型中,髋关节虚拟仿真的力矩范围为-36.4 ～ 49.5 N·m,理论计算为-33.1 ～ 47.9 N·m之间;膝关节虚拟仿真范围为-10.4 ～ 6.0 N·m,理论计算为-9.6 ～ 5.9 N·m之间,整体上摆动腿的理论与虚拟仿真的曲线走势基本一致。髋关节在多个波峰波谷时刻,2种力矩计算方式有明显差异;膝关节同样如此,说明理论计算与虚拟仿真的在具体时刻有不同的偏差,造成这种偏差的主要原因是:理论计算是在外骨骼简化的模型上获得的,忽略了结构质量及惯量等细节。
3 轮足外骨骼主动康复控制与试验
3.1 基于位置阻抗的轮足外骨骼主动康复训练控制
阻抗控制有基于力的阻抗控制和基于位置的阻抗控制2种控制方式,基于力的阻抗控制是通过控制关节驱动力矩阵来实现对末端作用力和位置的控制;基于位置的阻抗控制是通过机器人与外部环境的作用力的偏差来调整机器人末端的位置,实现对机器人末端力和位置的控制。相较于基于力的阻抗控制,基于位置的阻抗控制对机器人动力学模型精确性要求不高,同时可以有良好的鲁棒性和可靠性[17-19]。故本文中采用基于位置的阻抗控制策略,其用于轮足外骨骼的控制原理如图7所示。
图7 轮足外骨骼的阻抗控制
Fig.7 Impedance control of the wheel-foot exoskeleton
在轮足外骨骼处于主动康复训练模式时,在穿戴者主动意识参与下,实际的轨迹与理想的轨迹会有一定的偏差,并且这个偏差值与阻抗模型和人机的交互力有关。基于位置的阻抗控制就是在外部的阻抗控制环中,获得的人机相互作用力为输入计算出外骨骼位置控制的修正值,并将其与理想的运动轨迹作差后作为位置控制环的输入,实现对轮足外骨骼末端的力/位置控制,人机交互力与位置偏差间的关系可用式(8)的微分方程表示:
(8)
式(8)中, θ为轮足外骨骼关节实际输出的转角;
是下肢外骨骼理想驱动的关节角度、角速度和角加速度;
为经过阻抗控制环得到的关节转角、角速度、角加速度的修正值,F为穿戴者与外骨骼之间的作用力。通过拉普拉斯变换,可以得到式(8)表达的阻抗模型在频率域的表述为式(9):
(9)
经过阻抗控制,得到修正后的位置输入为式(10):
(10)
根据轮足外骨骼动力学模型的分析,在此基础上考虑力矩误差,设计PD控制器进行力矩补偿,控制率如式(11):
(11)
式(11)中:
结合控制原理图7,可知外骨骼位置环的力矩计算可通过式(12)获得:
(12)
当人机系统处于主动训练模式时,人的主动意识参与到步态训练中时,人机系统的动力学方程如式(13):
(13)
式(13)中,τE和τH分别表示外骨骼的驱动力矩和穿戴者的参与力矩。联立式(12)与式(13)可知:
(14)
当忽略外部扰动及摩擦时,式(14)等式右侧即可看作是人机交互,再令
则可形成符合阻抗控制的关系式(8),从而实现轮足外骨骼主动康复的阻抗控制。
3.2 战伤康复轮足外骨骼样机
依据前述设计方案和控制需求搭建轮足外骨骼实物样机试验平台,每条腿上设计有3个IMU,其中2个IMU置于人体大腿和小腿处,采集人体运动姿态,1个IMU置于外骨骼髋关节处用于采集其髋关节的转角信息,外骨骼膝的转角信息利用其电机内部集成的编码器采集;每条腿有2个拉压力传感器,采集外骨骼和穿戴者的人机交互力;鞋底设计的光敏传感器用于步态相位判断。样机平台及各传感器布置如图8所示。
图8 轮足外骨骼样机
Fig.8 Prototype of the wheel-foot exoskeleton
当穿戴者如果要使用轮足外骨骼进行步态康复训练时,需要从“轮式助行”模式切换到“康复训练”模式,如图8所示。在模式切换过程中,“轮式助行”模式下的后轮支撑杆将会被取下作为康复步态训练过程中的支撑“拐杖”,保证行走过程的平衡和安全,同时将主动轮和被动轮向上提至预定位置,使轮子脱离地面,并取消髋、膝关节的机械锁止,使得髋、膝关节能通过电机进行驱动,帮助穿戴者进行步态康复训练。为验证本文第2大节中外骨骼虚拟仿真与理论计算模型的正确性,开展基于轮足外骨骼实物样机的摆动腿测试,获得髋、膝关节的驱动力矩如图9(a)所示。
图9 试验关节力矩曲线及误差对比
Fig.9 Experimental joint torque curve and error comparison
将试验数据与虚拟仿真、理论计算进行作差对比,结果如图9(b)所示,图中的误差出现了波动,原因是虚拟仿真、理论计算模型是简化模型,但虚拟仿真、理论计算与试验的差值基本保持在0刻度线上下,也即本文中的理论与虚拟仿真在总体上能与试验值保持一致,其公式推导的动力学模型具有一定正确性,基本符合实际情形。
3.3 行走步态试验及结果
按照前文设计的主动控制训练策略,对康复轮足外骨骼在主动康复控制策略下的步态轨迹跟踪效果和人机交互力的控制效果进行步态行走试验验证。对试验采集的轮足外骨骼的关节数据进行处理,获得髋、膝关节的运动曲线如图10所示。
图10 外骨骼关节轨迹跟踪曲线
Fig.10 Joint trajectory of the exoskeleton
整体上,试验获得的关节与期望运动趋势基本保持一致。髋、膝关节的误差如图11所示。
图11 关节轨迹跟踪误差
Fig.11 Joint trajectory tracking error
从关节轨迹跟踪和跟踪误差结果中可以看出,主动控制下外骨骼实际轨迹与期望的变化趋势和幅值整体上保持一致,髋关节实际轨迹相对于期望有一定滞后。其中髋关节跟踪误差最大接近6°,大多数时间内跟踪误差在-4°～4°;膝关节跟踪误差的最大处接近5°,大多数时间内迹跟踪误差在-3°～3°之间,误差基本符合主动康复训练的设计需求。
基于位置阻抗的主动控制策略人机交互力的试验结果如图12所示。
图12 人机交互力
Fig.12 Human-exoskeleton interaction
从图12的人机交互力结果可以看出,样机启动时刻,人机交互力最大。在人机基本保持协同运动后,大腿处的人机交互力的误差最大为3.4 N,绝大部分时间的人机交互力处于-1.5～1.5 N之间。同样的,小腿处的人机交互力最大为3.7 N,大部分时间的人机交互力处于-1.2～1.0 N之间。总体上,步态试验结果的轨迹跟踪误差和人机交互力较小,在设计可接受范围内,因此可以用于主动康复训练。
4 结论
1) 通过研究人体下肢关节的活动方式和活动范围,设计了一种下肢战伤康复轮足外骨骼,并通过仿真与试验验证了设计的合理性。
2) 分别利用虚拟平台、理论计算与实物样机对轮足外骨骼摆动腿的髋、膝关节力矩进行仿真、计算与测试,3种方法所获得的力矩曲线基本一致,说明了理论推导的外骨骼动力学模型与虚拟仿真模型的正确性。
3) 建立了轮足外骨骼的主动康复训练策略,通过试验对比轮足外骨骼在主动康复训练模式下的轨迹跟随误差和人机交互力,验证了基于位置阻抗控制的轮足外骨骼主动康复控制策略的可行性。
4) 后续将开展轮足外骨骼的轮式助行及被动康复训练的控制研究,进一步完善轮足外骨骼的功能,满足战伤士兵的穿戴需求,为士兵提供日常康复训练与助行辅助。
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