被動式儲能助力下肢外骨骼系統設計與仿真分析

馬建峰, 馬卿林, 孫得成, 丁永清, 駱岱鶴, 陳 曉

(1.北京工業大學材料與制造學部, 北京 100124; 2.軍事科學院系統工程研究院軍需工程技術研究所, 北京 100082)

進入21世紀以后,外骨骼助力機器人作為一種人體輔助設備,在軍用、民用等領域得到了空前的發展。外骨骼是綁縛在人體外側并幫助人體行走的機械裝置[1]。它能夠承擔人體負重,輔助人體運動,減輕關節負擔,減少人體能量消耗。隨著外骨骼在各個領域中的應用前景被發現,針對外骨骼的助力技術被給予了空前的關注,并取得了矚目的成績。

外骨骼技術的應用領域主要包括軍事領域、醫療康復領域以及民用領域。美國研制的外骨骼多用于軍事領域,譬如BLEEX[2-4]、XOS-1、XOS-2[5]、Soft Exosuit[6]外骨骼等等。日本研制的外骨骼多用于醫療康復領域,比如HAL系列外骨骼和ACSIVE。歐洲國家的外骨骼技術也相對先進,例如俄羅斯的“勇士-21”外骨骼、法國的“大力神”外骨骼和德國研制的“2Robo-Mate”機械外骨骼系統等等。國內相比于國外對外骨骼技術的研究相對較晚,但是也取得了不錯的成績,如電子科技大學的李星星研制的可穿戴式下肢康復機器人[7]、哈爾濱工業大學研制的液壓驅動的外骨骼機器人、上海交通大學研制的床式康復型下肢外骨骼系統等等。

外骨骼根據有無外部能源驅動可分為主動式外骨骼和被動式外骨骼。主動式外骨骼依靠電機和液壓等方式進行驅動,以實現增強人體關節力量或者輔助人體行走的作用。然而主動式外骨骼存在一系列的缺點:1) 電池壽命短,續航能力差,持續時長僅為30 min～2 h,液壓系統容易漏油;2) 控制系統的參與使得整個外骨骼系統比較復雜,控制煩瑣,控制精度要求高;3) 體積龐大,人體穿戴和脫卸不方便;4) 質量比較大,很容易對人體造成負擔。

現有被動式外骨骼大多以支撐為設計目的,即可以將人體背負的負載通過外骨骼傳遞到地面從而減小人體負擔,但是很少有能夠收集人體浪費的能量幫助人體行走的功能。

本文提出一種被動式儲能助力下肢外骨骼系統。該外骨骼系統沒有控制系統的參與,不需要消耗外部電源能量,在運動過程中根據人體運動規律來儲存和釋放能量,實現對人體的助力功能。根據人體下肢運動特性完成外骨骼功能與結構設計,根據髖、膝關節角度規律設計了髖、膝關節的耦合功能,保證了髖、膝關節助力的協同型。在Adams軟件中進行系統仿真,并進行人體穿戴實驗,通過對比人體耗能來驗證其助力效果。

1 人體下肢解剖學和步態分析

外骨骼需要與人體高度耦合,其結構需要滿足人體正常運動的需求,并且被動式外骨骼需要根據人體下肢運動特性來完成設計,需要對人體運動進行分析。

1.1 人體下肢運動范圍

如圖1(a)所示,人體有3個相互垂直的基本面:矢狀面、額狀面和水平面[8]。

圖1 下肢解剖學Fig.1 Low limb anatomy

人體下肢的運動主要由髖關節、膝關節和踝關節的運動狀態決定,如圖1(b)所示。髖關節處具有屈/伸、內收/外展和內旋/外旋3個自由度;膝關節處具有屈/伸1個自由度;踝關節處具有背屈/跖屈、內收/外展和內旋/外旋3個自由度。下肢單側總共有6個自由度,3個關節的自由度分布如圖1(c)所示。其中,屈/伸是在矢狀面內繞額狀軸旋轉的運動,內收/外展是在冠狀面內繞著矢狀軸旋轉的運動,內旋/外旋是在水平面內繞著垂直軸旋轉的運動。

表1歸納了人體行走時下肢各關節的運動范圍。

表1 下肢各關節運動范圍[1]

1.2 人體步態分析

圖2所示為人體行走完整的一個步態,以右側下肢為例,從足跟觸地開始到同一足跟再次觸地結束為一個步態周期。根據整個正常步態周期中的運動,一個步態周期可分為支撐期和擺動期,支撐期是指從足跟著地到足尖離地,即足底支撐面接觸的時間,擺動期則是指從足尖離地到足跟著地,即足部離開支撐面的時間。支撐期階段,人體將重量傳遞到地面,擺動期階段人體單側下肢離開地面,處于騰空狀態。

圖2 人體步態周期示意Fig.2 Schematic diagram of human gait cycle

2 被動式儲能助力下肢外骨骼設計

外骨骼需要與人體高度耦合,其結構需要滿足人體正常運動的需求,因此需要根據人體下肢運動特性來完成設計。

從對人體下肢運動范圍分析和步態的分析發現人體的主要運動和受力方向都集中在矢狀面[9],因此本設計的外骨骼助力主要作用在矢狀面。研究發現,在一個步態周期內髖關節角度與力矩之間呈現線性關系[10],膝關節在支撐期表現出角度和力矩幾乎也為線性的關系[11]。另外,在整個步態周期內髖關節與膝關節角度曲線有一定的聯系?；谶@些規律設計了髖膝耦合的被動式儲能助力下肢外骨骼系統,如圖3所示。

圖3 被動式儲能助力下肢外骨骼系統總體結構Fig.3 General structure of exoskeleton

被動式儲能助力下肢外骨骼系統有2個核心功能模塊,分別是髖關節助力裝置和膝關節助力裝置。髖、膝關節耦合鏈接桿實現髖、膝關節助力裝置聯動——髖膝耦合功能。同時,為了適應不同人體身高的要求,髖、膝關節耦合連接桿具有可調節功能。

2.1 髖關節儲能裝置設計

在一個完整步態周期內,髖關節角度和力矩之間呈近似線性關系,這個特性與壓縮彈簧伸縮時力-位移特性類似[10]。根據CGA數據庫相關數據得出的膝關節內力曲線如圖4所示。0～0.6 s時,人體處于支撐期;0.6～T0s時,人體處于支撐期向擺動期過渡的預擺期;T0～1.2 s時,人體處于擺動期。T0這個時間節點作為人體預擺期與擺動期的分界點,在此刻之前完成能量的儲存,之后進行能量的釋放?；谝陨涎芯?設計出基于凸輪推桿機構與壓簧組合的髖關節助力裝置,如圖5所示。

圖4 髖關節內力曲線Fig.4 Hip internal force curve

圖5 髖關節助力裝置Fig.5 Hip assisting device

2.2 膝關節儲能裝置設計

在一個步態周期內膝關節在重量支撐階段表現出較大的力矩,而且膝關節在支撐期的角度和力矩幾乎為線性的關系[11]。換言之在支撐期膝關節隨著角度的增大力矩在變大,如圖6所示。這與扭轉彈簧在儲能過程的表現是一致的。而在擺動期就像扭轉彈簧勢能的過程?；谙リP節角度-力矩特性與扭轉彈簧相似這一規律設計出基于“扭簧-凸輪”的膝關節助力裝置,如圖7所示。

圖6 膝關節內力曲線Fig.6 Knee internal force curve

圖7 膝關節助力裝置Fig.7 Knee assisting device

在支撐期前半段,髖、膝關節耦合連接桿鎖緊膝關節凸輪,使膝關節助力裝置工作。膝關節扭簧一段也因此被鎖止,膝關節前蓋在小腿角度變大過程中帶動扭簧另一端實現能量儲存;在支撐期后半段小腿角度減小,扭簧釋放能量,幫助人體膝關節伸展,推動人往前運動。膝關節扭簧可以部分替代人體膝關節在支撐期的作用。

2.3 髖、膝關節的耦合關系

髖、膝關節儲能機構的耦合關系是膝關節裝置功能實現的保障,同時也是保證外骨骼不影響人體運動的前提。

在1個步態周期內,髖關節的運動曲線只有1次波動,膝關節的運動曲線有2次波動,如圖8所示。髖關節在支撐期,隨著大腿后擺角度逐漸減小,膝關節運動發生第1次角度變化。髖關節在擺動期,隨著大腿向前擺角度逐漸增大,這時膝關節發生第2次角度變化。

圖8 髖、膝關節角度關系曲線Fig.8 Hip and knee joint angle relationship curve

基于單個周期內髖關節和膝關節運動曲線的聯系性,將大腿擺動的方向作為控制膝關節助力裝置工作狀態的切換信號。大腿向后擺動時,髖關節凸輪的棘爪控制凸輪(如圖9(a)所示)摩擦帶動棘爪鎖緊髖、膝關節耦合連接桿,致使膝關節凸輪(如圖9(b)所示)鎖止,膝關節助力裝置進入工作狀態;大腿向前擺動時,髖關節凸輪的棘爪控制凸輪摩擦帶動棘爪松開髖、膝關節耦合連接桿,這時膝關節凸輪可以轉動,膝關節助力裝置處于非工作狀態。通過髖、膝關節助力裝置的耦合可以保證膝關節助力裝置在支撐期起到助力作用而在擺動期又不阻礙正常的運動。

圖9 髖關節助力裝置結構Fig.9 Structure diagram of hip cam

2.4 總體助力思路設計

人站立初始時期,腳跟著地,人的大腿與軀干大約呈20°夾角,膝關節完全伸直。棘爪處于初始位置未發生偏轉,如圖10所示。

圖10 初始位置結構Fig.10 Initial position structure

人的大腿向后擺,棘爪控制凸輪與棘爪摩擦使棘爪偏轉。同時,人體膝關節彎曲,引起髖、膝關節耦合連接桿向上移動,髖、膝關節耦合連接桿被棘爪鎖死,膝關節助力裝置進入工作狀態,如圖11所示。隨后膝關節完成彎曲和伸直動作,膝關節扭簧同步完成儲能和釋能過程,對膝關節的助力功能完成。

圖11 后擺時位置結構Fig.11 Structure of the rear pendulum position

當膝關節伸直時,棘爪松開髖、膝關節耦合連接桿,膝關節助力裝置進入非工作狀態。棘爪在此時與髖關節凸輪處于不接觸的狀態,棘爪復位,回到圖11所示位置。

人的大腿向前擺,棘爪與髖關節凸輪重新摩擦幫助棘爪在初始位置保持不變。由于髖膝關節耦合連接桿與棘爪脫離,膝關節助力裝置失效,人的膝關節自由彎曲,并不影響人的正常運動?？傮w的助力流程如圖12所示。

圖12 外骨骼助力流程Fig.12 Flow chart of exoskeleton assistance idea

3 人機仿真驗證

將建立的外骨骼模型和人體模型兩者導入仿真軟件Adams并對人-機模型進行碰撞力設置、約束設置和驅動設置。在腰部添加人與外骨骼連接的固定副[13],圖13為建立的人-機聯合仿真模型。

將CGA步態數據庫提供的單個運動周期內髖關節、膝關節和踝關節運動曲線作為驅動輸入到人體模型中,帶動人體模型行走。由于外骨骼被動地跟隨人體運動,所以對人體髖、膝關節運動曲線和外骨骼髖、膝關節運動曲線進行仿真對比,如圖14所示。紅色實線代表人體模型運動曲線,藍色虛線代表外骨骼模型運動曲線?？梢钥吹?雖然存在偏差,但是整體比較吻合。在仿真初始時刻,人體與外骨骼的運動偏差較大。產生的原因是,人體和外骨骼的初始狀態都為直立狀態,仿真開始后,人體首先運動并立刻帶動外骨骼跟隨,外骨骼的狀態突然由靜止轉變為運動,因此在初始時刻運動偏差較大,但在隨后運動中兩者軌跡基本保持一致,整體上外骨骼有很好的隨動性。

為了驗證髖、膝關節助力裝置的工作狀態,對髖、膝關節助力裝置各自的儲能元件進行了仿真分析。如圖15所示,可以看到,髖關節在0～0.66 s即支撐期內力矩一直增大,表明髖關節彈簧一直儲能,0.66 s左右產生最大力矩9 800 N·mm,此時大腿后擺到最后位置。然后在擺動期內力矩逐漸變小,髖關節彈簧釋放能量對大腿進行助力。膝關節扭簧在0～0.16 s即支撐期前半段內的扭矩一直增大,扭簧一直儲能,0.16 s左右產生最大扭矩11 500 N·mm,這對應著膝關節彎曲到最大角度-24°的時刻,在0.16～0.50 s即支撐期后半段內扭簧釋放能量對膝關節進行助力,在擺動期內扭矩為0,不干涉人體運動。

圖15 髖、膝關節助力裝置儲能元件扭矩分析Fig.15 Torque analysis of energy storage element of hip and knee assisting devices

人體穿戴外骨骼運動能減小人體負重時額外需求的能量消耗,外骨骼的助力效果可以通過整個運動過程的人體能耗等參數來體現[12],而人體行走過程中的主要能耗集中在下肢的各個關節。由于外骨骼對髖關節和膝關節進行助力,通過對比分析“人體背負負載行走”和“人體穿戴外骨骼背負負載行走”2種行走模式下的髖、膝關節能耗等指標,驗證外骨骼的助力效果。在Adams中進行2組仿真對比實驗,負載的質量分別設置為30、40 kg,如圖16所示。本文僅針對人體右腿進行分析。

圖16 Adams環境下兩種行走模式模型Fig.16 Model diagram of two walking modes in Adams environment

仿真得到人體在2種不同運動模式下背負不同負載時髖關節和膝關節的能耗結果,如圖17～20所示。

圖17 人體背負30 kg負載行走膝關節能耗有無外骨骼對比Fig.17 Comparison of energy consumption of the knee joint with and without an exoskeleton in humans walking with a 30 kg load on their backs

圖18 人體背負30 kg負載行走髖關節能耗有無外骨骼對比Fig.18 Comparison of energy consumption of the hip joint with and without an exoskeleton in humans walking with a 30 kg load on their backs

圖19 人體背負40 kg負載行走膝關節能耗有無外骨骼對比Fig.19 Comparison of energy consumption of the knee joint with and without an exoskeleton in humans walking with a 40 kg load on their backs

圖20 人體背負40 kg負載行走髖關節能耗有無外骨骼對比Fig.20 Comparison of energy consumption of the hip joint with and without an exoskeleton in humans walking with a 40 kg load on their backs

由圖17～20可知,在背負30 kg負載的情況下,“人體背負負載行走”和“人體穿戴外骨骼背負負載行走”2種行走模式下的髖、膝關節能耗總和分別是243.2、212.7 J,穿戴外骨骼能幫助人體髖、膝關節節省能耗12.5%;在背負40 kg負載的情況下,2種行走模式下的髖、膝關節能耗總和分別是270.1、235.5 J,穿戴外骨骼能幫助人體髖、膝關節節省能耗12.81%。因此,可以得出人體穿戴外骨骼背負負載行走要比人體直接背負負載行走節省人體髖、膝關節能耗12%～13%。

4 外骨骼實驗分析

目前該外骨骼已經完成了樣機制造,并針對加工好的外骨骼進行實際穿戴測試,測試了其功能以及對人體助力效果。

4.1 髖膝耦合功能驗證分析

髖、膝關節的耦合不僅保證了外骨骼系統的功能,也避免了外骨骼系統對人體的阻礙[14]。所以說髖、膝關節的耦合是整個外骨骼系統功能實現的關鍵。

在實際的穿戴過程中,采用不同人穿戴外骨骼進行髖膝耦合的功能驗證。驗證中發現髖關節助力裝置與膝關節助力裝置的關節轉動順暢,棘爪運行無故障,髖、膝關節聯動桿無障礙,整套外骨骼穿戴與解脫比較方便,高度調節裝置可以滿足不同身高的穿戴者。同時,髖關節和膝關節的儲能元件可以在合適的時機觸發,能夠感受到來自髖關節和膝關節的助力效果。同時不影響人體正常運動。具體的穿戴效果展示如圖21所示。

圖21 穿戴者穿戴外骨骼后運動步態演示Fig.21 Gait demonstration of wearer after wearing exoskeleton

4.2 外骨骼性能測試

為了進一步評估骨骼的助力效果,2名測試者分別背負30、40 kg負載在穿戴外骨骼和不穿戴外骨骼2種情況下按固定節拍爬樓梯15 min,采集測試者的耗氧量、二氧化碳排放量、心率以及能耗等數據進行對比[15]。采集的器械選用的是呼吸代謝儀,該儀器可以實時采集人體的運動代謝數據,儀器佩戴效果如圖22所示。

圖22 測試者穿戴呼吸代謝儀Fig.22 Testers wearing the respiratory metabolism meter

為了避免同一測試者連續實驗會出現體力減小對實驗數據的影響,本研究采用的方法為同一測試者穿戴外骨骼測試與不穿戴外骨骼測試之間間隔0.5 h,給予測試者一定的休息時間[16]。由于在運動初期與運動結束階段體能差別也會對測試數據產生影響,為避免此影響,截取運動15 min之間數據較為穩定的2 min進行數據對比。實驗結果如圖23、24所示。

圖23 測試者A負載30 kg測試數據Fig.23 Test data of tester A with a 30 kg lood

圖24 測試者B負載40 kg測試數據Fig.24 Test data of tester B with a 40 kg lood

通過實驗數據分析得出測試者A背負30 kg的負載穿戴外骨骼比不穿戴外骨骼平均耗氧量降低了9.70%,平均二氧化碳排放量降低16.00%,平均心率降低了2.00%,平均能耗降低了12.75%;測試者B背負40 kg負載穿戴外骨骼比不穿戴外骨骼平均耗氧量降低了9.94%,平均二氧化碳排放量降低了15.53%,平均心率降低了1.36%,平均能耗降低了12.60%。

能耗是衡量人體運動能量消耗的直接表現,因此能耗降低能夠直接反映出外骨骼對人體助力的效果。綜合2名測試者的數據,穿戴外骨骼比不穿戴外骨骼能夠降低12.675%的能耗。這與仿真得出的數據相差不大。

綜上數據,該外骨骼能減小人體運動能耗12.5%左右,可以有效助力人體運動。

5 結論

1) 本文建立被動式儲能助力下肢外骨骼結構,省去了外部電源,降低了系統復雜度。外骨骼質量輕,穿戴和脫卸方便。在髖關節完成一種基于“壓簧-凸輪”的助力裝置,在支撐期髖關節彈簧儲存能量,并在隨后的擺動期釋放能量。在膝關節完成一種基于“扭簧-凸輪”的助力裝置,在支撐期膝關節扭簧儲存和釋放能量,并在擺動期不干涉人體的正常運動。

2) 通過仿真可以看出,外骨骼有著很好的隨動性,外骨骼的髖、膝關節助力裝置在合適的時間進行儲能和釋能,能對人體進行助力,并不干涉人體的運動。

3) 通過Adams對人體在2種行走模式下的能量消耗參數進行對比,驗證了穿戴外骨骼對人體的能耗有降低效果。

4) 通過人體穿戴實驗在2種負載情況下的能量消耗數據對比,驗證了外骨骼能夠有效降低人體的能耗。

5) 該外骨骼系統的髖、膝關節耦合功能易受步速的影響,在以后的研究工作中將進一步完善該功能,降低不同步速對該功能的影響。