基于弹性装置驱动的外骨骼助行效能评价

2021-09-13曹恩国

工程设计学报 2021年4期

曹恩国，王刚，王琨，高阳

（1.江南大学设计学院，江苏无锡214122；2.江南大学机械工程学院，江苏无锡214122）

机械外骨骼的研究最先起步于军事领域。机械外骨骼是一种穿戴在人身上，用以提高人体活动能力的机械装备［1］。机械外骨骼按动力源可以分为主动式和被动式两类。主动式外骨骼需要外部能源提供能量，如HAL［2］、ReWalk［3-4］、Bleex［5-6］等，其质量大，结构复杂，一旦外部电池的电量耗尽，不仅无法助力人体的运动，还会严重阻碍人体运动。被动式外骨骼不需要外部能源，通过巧妙的设计使它收集自身的运动能量来实现助力。美国专利局于1890年授予Yagn的“辅助行走、跑步及跳跃装置”是最早的被动式外骨骼，该装置用弓形板簧来增强人体的运动能力，但由于未进行实验，不能确定其可行性［7］。Dijk等开发的人造筋装置与腿平行放置后可以收集腿部关节摆动所产生的能量，在模拟中可以实现40%的效能提升，但在实际测试中由于穿戴舒适性较差，能量转化效率不佳［8］。Collins 等设计的一款外骨骼通过棘轮结构和弹簧收集小腿拉伸和收缩所产生的能量并用于行走助力，可降低7.2%的能量消耗。这款外骨骼仅需一个由铝合金制成的棘轮机构、一个轻型弹簧和一个塑料支架，使得穿戴者可以灵活地运动，但是由于其收集的能量较少，实际的助力效果有限［9］。因此，被动式外骨骼在自体能量回收和利用方面有很大的提升空间。本文设计了一款被动式外骨骼，特制了多级能量锁止机构用以自适应不同的人体体重和行走速度，以高效回收人体的重力势能和动能并助力于提腿动作，提高能量的转化效率。

1 外骨骼的助力原理及结构

1.1 外骨骼的助力原理

步态是人类步行的行为特征，是人类区别与其他动物的关键特征之一［10］。对人体单侧右腿进行研究。在1个步态周期内，存在支撑相和摆动相，如图1所示。正常人的支撑相占整个步态周期的60%～65%，摆动相占35%～40%。外骨骼把人体处于支撑相时的重力势能和动能储存起来并锁住，同时减少下肢触地时对各关节造成的冲击，然后在人体摆动过程中将储存的能量释放出来以辅助提腿，从而为行走助力。

图1 人体步态示意Fig.1 Schematic of human gait

将外骨骼与人体步态相结合，人机耦合步态如图2所示。外骨骼多级能量锁的工作原理如图3所示。在摆动相末期，储能弹簧处于自然状态，锁止机构为闭合状态；随着下肢逐渐下落，连接弹簧的滑杆首先触地，弹簧被拉伸并减弱地面反作用力对腿部的冲击，同时，锁止机构逐级储存能量；在支撑相中期，滑杆被拉到极限位置，弹簧拉伸到最长，储能结束，此时锁止机构仍处于闭合状态；在支撑相末期，锁止机构开启，以弹性势能的形式释放上一阶段所储存的重力势能，而后弹簧收缩，滑杆逐渐回复到在摆动相末期所在位置，弹簧释能结束，所储存的重力势能全部助力于摆动相的提腿运动，锁止机构在线缆拉力的作用下闭合。

图2 人机耦合步态示意Fig.2 Schematic of man-machine coupling gait

图3 外骨骼多级能量锁工作原理示意Fig.3 Schematic of working principle of exoskeleton multi-level energy lock

在支撑相初始阶段，足部下落触地，同时身体重力逐渐作用在下肢。此时，若弹簧的刚度较小，弹簧只能储存较小的势能；若其刚度较大，则足部会受到较大的弹簧反力，阻碍人的落腿动作。因此，采用了多级能量锁止机构：如果人的动量较小，在触地时人体将弹簧压缩至较低级锁闭位置，则多级能量锁止机构储存的能量较少；如果人的动量较大，人体可以将弹簧压缩至较高级锁闭位置，则锁止机构储存的能量较多，储能后锁止机构锁闭以避免回弹。在摆动相初期，锁止机构解除锁闭状态，储存的能量被释放，用以辅助人体提腿。这样既可以避免弹簧在刚度过大时产生回弹，又能实现其对不同体重和行走速度的适配。

1.2 外骨骼结构

根据上述原理，所设计的外骨骼结构如图4所示。其主要由髋关节、膝关节、踝关节、传动系统、杆件系统和多级能量锁止机构组成。

图4 外骨骼结构Fig.4 Exoskeleton structure

髋关节的铰链为球铰链，具有3个转动自由度，铰链连接如图5所示。膝关节、踝关节的铰链为普通铰链，具有1 个转动自由度，铰链连接分别如图6 和图7所示。

图5 外骨骼髋关节球铰链的连接Fig.5 Connection of ball hinge of exoskeleton hip joint

图6 外骨骼膝关节铰链的连接Fig.6 Connection of hinge of exoskeleton knee joint

图7 外骨骼踝关节铰链的连接Fig.7 Connection of hinge of exoskeleton ankle joint

传动系统为钢索套索结构，开锁控制绳索和传动套索上端均固定于腰部杆。杆件选用铝合金制空心方管，以减小外骨骼自重。

多级能量锁止机构的结构如图8所示。丁浩等［11］的研究表明，小于4 cm 的足跟高度较为合理。因此，在支撑相将导轨支架上足跟的伸出高度设计为3.91 cm。在支撑相末期，人体下肢向股后转动，从而拉动开锁控制绳索，打开多级能量锁使之释放能量。在摆动相，储能弹簧收缩，拉动传动套索，使得腰部杆与套管支撑点1之间的钢索长度持续缩短，从而实现提腿动作的持续助力。在摆动相中期大腿到达最高位置时弹簧恢复原长，助力过程结束。多级锁的能量释放过程与步态的抬腿行程一致，对穿戴者的步态没影响。

图8 多级能量锁止机构的结构Fig.8 Structure of multi-level energy locking mechanism

外骨骼实物样机如图9所示。

图9 外骨骼实物样机Fig.9 Exoskeleton prototype

2 基于ADAMS 仿真模型的多级能量锁止机构的性能研究

多级能量锁止机构对外骨骼的能量转化效率有着十分重要的作用。根据在人机耦合储能过程中弹簧的位移来研究多级能量锁止机构在储能过程中发挥的作用。

将弹性元件加入外骨骼即可得到人机耦合运动模型，如图10所示。利用ADAMS（automatic dy‐namic analysis of mechanical system，机械系统动力学自动分析）软件对人机耦合运动模型进行参数化建模。首先，根据GB/T 10000—1988《中国成年人人体尺寸》［12］中人体各体段长度与身高的比例关系对人体结构进行定义，并根据GB/T 17245—2004《成年人人体惯性参数》［13］中各体段的质量、质心位置、转动惯量等对人体各体段惯性参数进行定义；其次，对各元件之间的运动副以及接触力进行设置；最后，以在4.50 km/h的行走速度下所得的下肢各关节角度为依据，对模型进行运动定义，得到人体下肢动力学仿真模型。

图10 人机耦合运动模型Fig.10 Man-machine coupling motion model

2.1 多级能量锁止机构的储能研究

在摆动相末期，足部和腿部下落完成支撑动作，导轨杆与地面接触并带动弹簧上端上移拉伸，此阶段为弹簧储能阶段。在支撑相中期，设置弹簧刚度为1 N/mm，体重为75 kg，行走速度为4.50 km/h，人体的重力势能和动能足以将弹簧拉伸至极限位置（即足底与地面接触），在此过程中弹簧位移的变化曲线如图11所示（位移为负值表示弹簧位移的方向与小腿杆下滑方向相反）。此时锁止机构不工作，弹簧未能储存足够多的能量。若将弹簧刚度设置为140 N/mm，则人体的重力势能和动能不能将弹簧拉伸至极限位置，锁止机构工作，弹簧可以最大限度地储存能量，此时如果人为使多级能量锁止机构停机，则由于冲击作用储存在弹簧中的能量会流失，并且弹簧会对足部产生较大的反作用力，破坏人体正常步态甚至会使人体失去平衡而摔倒。锁止机构停机和工作状态下弹簧位移的变化曲线如图12所示。由图可知：锁止机构停机时，弹簧拉伸至极限位置后会立即回弹；锁止机构工作时，弹簧拉伸至极限位置后会被锁住；在t=0.11 s时曲线出现波谷，是由于锁止机构两级之间存在距离，当弹簧未拉伸至某一级的卡锁位置时会发生回弹而卡锁在该级的上一级位置，而之后的波谷是由人体运动对弹簧造成的冲击位移所致。因此，锁止机构可使弹簧发生形变后保持拉伸状态，相较于发生形变后立即回弹的情况，其储存的能量更多。

图11 弹簧拉伸至极限位置过程中其位移的变化曲线Fig.11 Changing curve of spring displacement during spring stretching to limit position

图12 锁止机构停机和工作状态下弹簧位移的变化曲线Fig.12 Changing curve of spring displacement under shut‐down and working state of locking mechanism

当弹簧刚度为140 N/mm，体重为75 kg 的人穿戴外骨骼以4.5 km/h的速度行走时，锁止机构停机时弹簧的有效储能位移为-5.02 mm，锁止机构工作时弹簧的有效储能位移为-11.12 mm。根据弹簧势能的计算公式（式（1））和势能提升率的计算公式（式（2）），可算得到多级能量锁止机构的储能提升率达到236.11%。

式中：Es为弹簧势能；ΔEs为弹簧势能提升率；Es无锁、Es锁分别为锁止机构停机和工作时弹簧的储能量；k为弹簧的弹性系数；l为弹簧位移。

2.2 对不同体重和行走速度适配性的研究

对在不同体重和行走速度下外骨骼储能弹簧位移进行仿真研究。为了避免弹簧被压缩至极限而导致储能梯度变化无法分辨，将弹簧刚度设置足够大，为50 N/mm。当行走速度为4.50 km/h，体重分别为45，55，65，75，85，95 kg，以及体重为75 kg，行走速度分别为3.75，4.50，5.40，6.75 km/h时弹簧位移与多级锁锁止位置的对应关系如图13所示。

图13 弹簧位移与多级锁锁止位置的对应关系Fig.13 Corresponding relationship between spring displacement and multi-level locking position

由图13可知，体重越大，人步行时地面对足部的冲击力越大，弹簧位移越大。当人体重为45～95 kg，穿戴外骨骼时多级锁的锁止位置集中在第3级、第4级和第5级，其中体重为45，55和65 kg时，锁止位置位于第3级。将体重设置为65 kg时，人行走的冲击力未达到使锁止机构位于第4级的阈值，故弹簧虽然超过了第3级的位置，但最终会回复部分位移而卡在第3级的锁止位置上。体重为75，85 kg时，锁止位置位于第4级。体重为95 kg时，锁止位置位于第5级。

根据式（1）可算得在相同行走速度（4.50 km/h）、不同体重下，以及相同体重（75 kg）、不同行走速度下外骨骼的储能量，分别如表1和表2所示。

表1 不同体重下外骨骼储能量Table 1 Stored energy of exoskeleton under different body weight

表2 不同行走速度下外骨骼储能量Table 2 Stored energy of exoskeleton under different walking speed

由表1和表2可知，行走速度相同时外骨骼储能量随体重的增加而呈阶梯状增大，体重相同时外骨骼储能量随行走速度的提高而呈阶梯状增大，证明多级能量锁止机构对不同体重和不同行走速度有很好的适配作用。

3 基于表面肌电的外骨骼效能评价

表面肌电（surface electromyography，SEMG）信号是在皮肤表面采集的神经肌肉系统活动时的生物电信号。其时频特征及非线性动力学特征对神经肌肉系统的活动水平和状态有敏感依赖性，故可用来评价神经肌肉功能［14］。

3.1 实验设备及滤波方式的选择

表面肌电信号属于生物医学电信号，因此具有生物医学电信号的基本特征。通过对大量肌电信号的统计，其典型特征为［15］：信号为交流电压，电压值与肌肉产生的肌力大致成比例；频域通常为20～5 000 Hz，频谱功率最大的频带随肌肉收缩强度而波动，通常为30～300 Hz；有用信号的频率位于0～500 Hz，主要能量集中在50～150 Hz。故须对采集的信号进行滤波处理。实验采用的肌电信号采集仪器为BodyPlus智能系统，其由服装、核心设备以及相应的PC（personal computer，个人计算机）端软件组成。嵌入在服装内的31个柔性传感器采集人体表面肌电信号。选用医疗级芯片，以确保数据采集的准确性。

IIR（infinite impulse response，无限脉冲响应）数字滤波器因具有较高的计算精度及能够用较小的阶数实现较好的选频特性而在雷达信号、通信信号、语音及图像信号的处理，模式识别和地质勘探等领域得到广泛应用［16-17］。本实验采用IIR滤波器进行信号的滤波处理。

3.2 实验方法

为了研究行走时下肢各肌肉对行走动作的贡献率，进行等距行走实验。受试者为3名身体健康的研究生，分别编号为A、B、C，其身体参数如表3所示。设置实验用跑步机的运行速度为4.50 km/h，要求受试者穿戴肌电外衣，穿戴或不穿戴外骨骼，完成10 m行程。下肢肌肉肌电实验如图14所示。

表3 受试者身体参数Table 3 Physical parameters of subjects

图14 下肢肌肉肌电实验Fig.14 EMG test of lower limb muscles

实验开始前，须对设备进行采样设置。由文献［15］可知有用信号的频率位于0～500 Hz，根据奈奎斯特采样定律，设置采样频率为1 000 Hz；频域通常为20～5 000 Hz，故设置20～500 Hz的带通滤波，以滤除低频及高频干扰［18］；国内常用电压的频率为50 Hz，因此须去除工频干扰［19］，于是设置50 Hz 陷波，以去除工频干扰。

肌电信号可近似看作均值为零的随机信号，若直接采用均值作为肌电信号的特征，则所得特征值近似为零，不能表征信号间的差异。对肌电信号取绝对值，则得到的信号的均值将恒大于零，此即为时域分析中的积分肌电值方法，可表示为：

式中：xi(i=0，1，…，N-1)为一长度为N的肌电信号时间序列［18］。

3.3 实验结果

3.3.1 下肢肌肉的贡献率

以受试者右下肢为研究对象。行走时各肌肉对行走动作的贡献率如图15所示。将三者的肌肉贡献率取平均值和标准差，结果如表4所示。由表4可知，胫骨前肌的贡献率最高，为29.42%，其次为腘绳肌和腓肠肌，各为18.15%和18.08%。故本文以胫骨前肌、腘绳肌和腓肠肌的肌电变化为依据来研究下肢外骨骼的助力性能。

表4 各肌肉贡献率的平均值和标准差Table 4 Mean and standard deviation of muscle contribu‐tion rate of subjects %

图15 各肌肉对行走动作的贡献率Fig.15 Contribution rate of each muscle to walking

3.2.2 下肢外骨骼的助力性能

以上述实验中受试者单个步态的支撑相和摆动相为研究过程，得出多组胫骨前肌、腘绳肌和腓肠肌的肌电信号，利用上述滤波理论对肌电信号进行滤波并加以分析。

在穿戴或未穿戴外骨骼的情况下，受试者胫骨前肌、腘绳肌和腓肠肌在支撑相和摆动相的肌电值分别如图16至图18所示。其中，曲线上的点为测得的均值，柱状线为均值的上下偏差。在支撑相和摆动相各肌肉的积分肌电均值如表5所示。

图16 胫骨前肌的肌电信号Fig.16 EMG signal of anterior tibial muscle

图18 腓肠肌的肌电信号Fig.18 EMG signal of gastrocnemius muscle

表5 在支撑相和摆动相各肌肉的积分肌电均值Table 5 Mean value of integrated EMG of each muscle in support phase and swing phase

人类的行走是一项非常复杂的活动，需要多肌肉群、多关节协同参与。随着步行速度的提高，完成身体支撑和向前推进的各肌肉的贡献均系统性地增加，但是贡献率儿乎保持不变［20］。因此以4.50 km/h的速度行走10 m的实验结果可以大致评估不同行走速度下的肌肉贡献率。通过计算可知：胫骨前肌、腘绳肌和腓肠肌在支撑相阶段的积分肌电均值分别减少了12.83%、-72.93%和7.56%，对支撑相助力作用最明显的是胫骨前肌；在摆动相阶分别减少了5.02%、11.72%和51.52%，对摆动相助力作用最明显的是腓肠肌。

由图16（a）、图17（a）、图18（a）可知，未穿戴外骨骼时，肌电强度在支撑相末期总体呈上升趋势，这是由在支撑相时足部蹬地造成的肌肉活动所致，符合人体运动规律。由图16（a）可知，穿戴外骨骼后，胫骨前肌的肌电相位变化较明显，但由表5可知其积分肌电值并未明显减小。由图17（a）可知，在支撑相初期外骨骼对腘绳肌有明显的阻碍作用，其积分肌电值增加了72.93%，这是由于在足部触地阶段人体为了保持在踩踏弹簧过程中的身体平衡而显著增强了肌肉活动。由图18（a）可知，在支撑相末期腓肠肌肌电明显上升的波峰在外骨骼的辅助下趋于平缓。

图17 腘绳肌的肌电信号Fig.17 EMG signal of hamstring muscle

由图16（b）、图17（b）、图18（b）可知，未穿戴外骨骼时，在摆动相的前期和后期均有较为明显的肌肉活动，期间变化较小，这与Tochon 等［21］的研究结果“摆动腿的肌肉只在摆动相开始和结束阶段被激活”相符。穿戴外骨骼后，在摆动相初期各肌肉的肌电强度明显下降，这是因为弹簧能量在此时得以释放，助力了摆腿初期的动作；在摆动相后期，肌电强度下降较初期少，这是由弹簧的弹性势能随弹簧位移的减小而减小所导致的；在摆动相末期，弹簧位移较小导致弹性势能减小，出现助力作用减弱的现象。