馬建峰， 王嘉明， 陳 曉

(1.北京工業(yè)大學(xué)機(jī)械工程與應(yīng)用電子技術(shù)學(xué)院， 北京 100124；2.軍事科學(xué)院系統(tǒng)工程研究院軍需工程技術(shù)研究所， 北京 100082)

隨著科學(xué)技術(shù)的飛速發(fā)展，戰(zhàn)爭(zhēng)形態(tài)已經(jīng)從機(jī)械化邁向信息化. 戰(zhàn)場(chǎng)形態(tài)越來(lái)越趨近小型化、特種化，所以單兵作戰(zhàn)能力就顯得越來(lái)越重要，但由于地形、負(fù)重等因素的限制，人體機(jī)能的極限已經(jīng)無(wú)法適應(yīng)瞬息萬(wàn)變的戰(zhàn)場(chǎng)情況. 因此，提高士兵身體機(jī)能的外骨骼裝備就成為解決這個(gè)問(wèn)題的最好方案. 在進(jìn)入21世紀(jì)之后，外骨骼助力機(jī)器人作為一種人體的輔助設(shè)備，在軍用領(lǐng)域得到了空前的發(fā)展[1]. 隨著外骨骼在軍事應(yīng)用領(lǐng)域中的前景被發(fā)現(xiàn)，在歐美與日本等地區(qū)和國(guó)家，許多科研機(jī)構(gòu)及大學(xué)率先針對(duì)基于外骨骼行走助力技術(shù)給予了高度的重視，并且取得了一些令人矚目的成果.

由伯克利大學(xué)開(kāi)發(fā)的BLEEX[2-4]負(fù)重行走助力外骨骼，通過(guò)液壓驅(qū)動(dòng)達(dá)到運(yùn)動(dòng)輔助的功能；由洛克希德·馬丁公司對(duì)BLEEX外骨骼進(jìn)行改進(jìn)并研制出的HULC外骨骼能夠使士兵完成一系列動(dòng)作，又可減少士兵因提舉較重戰(zhàn)斗載荷而引發(fā)的肌肉骨骼損傷；由麻省理工學(xué)院研制的一款MIT外骨骼[5]，通過(guò)將主動(dòng)驅(qū)動(dòng)與被動(dòng)驅(qū)動(dòng)配合使用，實(shí)現(xiàn)人體助力的效果；由哈佛大學(xué)研制的一種Soft Exosuit的柔性外骨骼[6]，通過(guò)電機(jī)驅(qū)動(dòng)鮑登線不僅能夠使下肢擺脫剛性外骨骼的硬性約束，而且更加輕便；由Sarcos公司研發(fā)的XOS助力系統(tǒng)[7]，通過(guò)液壓驅(qū)動(dòng)將力傳遞給外部機(jī)械機(jī)構(gòu). 這些助力外骨骼按照人體的下肢進(jìn)行仿生設(shè)計(jì)，在滿足下肢正常運(yùn)動(dòng)的前提下實(shí)現(xiàn)助力功能.

這些主動(dòng)式外骨骼一般通過(guò)電力驅(qū)動(dòng)或液壓驅(qū)動(dòng). 以蓄電池作為動(dòng)力源，工程實(shí)現(xiàn)簡(jiǎn)單、易控制，但續(xù)航時(shí)間短、輸出功率低；采用液壓驅(qū)動(dòng)的動(dòng)力模塊，可提供較大的功率和相對(duì)較長(zhǎng)的持續(xù)工作時(shí)間，但噪聲、振動(dòng)大，控制復(fù)雜[8]. 因此，本文提出了一種準(zhǔn)被動(dòng)式儲(chǔ)能下肢外骨骼. 其不以運(yùn)動(dòng)跟蹤為主要目標(biāo)，而是將動(dòng)作類型識(shí)別和控制儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)工作為主要目標(biāo). 利用彈性元件實(shí)現(xiàn)能量存儲(chǔ)，通過(guò)控制系統(tǒng)保證儲(chǔ)能元件可以正確地吸收能量，合理地分配能量的激發(fā)位置和時(shí)機(jī).

1 準(zhǔn)被動(dòng)式下肢外骨骼設(shè)計(jì)

通過(guò)對(duì)人類行走步態(tài)規(guī)律進(jìn)行研究可知，膝關(guān)節(jié)在支撐期將人體質(zhì)量傳遞到地面，并且在擺動(dòng)期使下肢自由擺動(dòng)[9]；而髖關(guān)節(jié)則在支撐期相對(duì)于人體向后移動(dòng)，在擺動(dòng)期相對(duì)于人體向前擺出，如圖1所示. 因此，采用這種準(zhǔn)被動(dòng)式自適應(yīng)儲(chǔ)能外骨骼需要根據(jù)人體姿態(tài)準(zhǔn)確地實(shí)現(xiàn)彈性儲(chǔ)能結(jié)構(gòu)開(kāi)始工作和停止工作的時(shí)間段，使外骨骼跟隨人類步態(tài).

圖1 人體行走步態(tài)Fig.1 Human walking gait

人體實(shí)現(xiàn)完整行走過(guò)程需要多個(gè)關(guān)節(jié)相互合作才能完成，因此在研究過(guò)程中不可以簡(jiǎn)單地割裂開(kāi)來(lái)分別研究，但是每個(gè)關(guān)節(jié)有其各自的運(yùn)動(dòng)軌跡與范圍，同時(shí)各個(gè)關(guān)節(jié)的工作均有各自的側(cè)重點(diǎn). 針對(duì)關(guān)節(jié)特點(diǎn)設(shè)計(jì)下肢外骨骼如圖2所示，主要分為髖、膝關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置，腰部通過(guò)支架固定，同時(shí)配有小型的電源，為改變執(zhí)行器的狀態(tài)提供電源. 髖、膝之間通過(guò)可調(diào)節(jié)的支架實(shí)現(xiàn)連接，以便于適應(yīng)不同身高的穿戴者.

1.1 髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置設(shè)計(jì)目標(biāo)

在一個(gè)完整的步態(tài)周期中，髖關(guān)節(jié)角度與力矩之間存在近似線性關(guān)系，而這一特性恰好與線性彈簧伸縮或扭轉(zhuǎn)彈簧旋轉(zhuǎn)時(shí)力- 位移特性相似[10]. 參考CGA數(shù)據(jù)庫(kù)的相關(guān)數(shù)據(jù)得出相應(yīng)的曲線，如圖3所示，0 s～T0時(shí)，人體處于支撐期；T0～1.2 s時(shí)，人體處于擺動(dòng)期. 在設(shè)計(jì)時(shí)以T0時(shí)刻為分析點(diǎn)，在此時(shí)刻之前實(shí)現(xiàn)能量的存儲(chǔ)，在此時(shí)刻之后實(shí)現(xiàn)助力. 本文結(jié)合以上研究，設(shè)計(jì)出一種基于凸輪- 彈簧的自適應(yīng)髖關(guān)節(jié)外骨骼，如圖4所示. 根據(jù)人體步態(tài)規(guī)律，髖關(guān)節(jié)在整個(gè)運(yùn)動(dòng)過(guò)程中類似于鐘擺，通過(guò)凸輪- 彈簧自適應(yīng)系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)髖關(guān)節(jié)做向后的伸展運(yùn)動(dòng)時(shí)進(jìn)行能量的存儲(chǔ)，進(jìn)而將存儲(chǔ)的能量作用在髖關(guān)節(jié)以輔助其做向前的屈曲運(yùn)動(dòng).

1.2 膝關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置設(shè)計(jì)目標(biāo)

在一個(gè)步態(tài)周期中，膝關(guān)節(jié)在質(zhì)量支撐階段表現(xiàn)出較大的力矩，而研究發(fā)現(xiàn)在該階段中膝關(guān)節(jié)的角度和力矩幾乎為線性關(guān)系[11]. 參考CGA數(shù)據(jù)庫(kù)的相關(guān)數(shù)據(jù)可得出膝關(guān)節(jié)的內(nèi)力跟隨時(shí)間的變化曲線，如圖5所示，在0 s～T0時(shí)，人體處于支撐期；在T0～1.2 s時(shí)，人體處于擺動(dòng)期. 結(jié)合人體步態(tài)，以膝關(guān)節(jié)內(nèi)力為設(shè)計(jì)依據(jù)，提出一種基于扭簧的被動(dòng)式的膝關(guān)節(jié)外骨骼，扭轉(zhuǎn)彈簧可以部分替代膝關(guān)節(jié)在支撐階段的作用，用以輔助膝關(guān)節(jié)在支撐期的后期做伸展以及減輕膝關(guān)節(jié)的負(fù)擔(dān). 同時(shí)，為了滿足膝關(guān)節(jié)在擺動(dòng)期的自由活動(dòng)，需配合電磁離合器共同實(shí)現(xiàn)在整個(gè)步態(tài)周期中的正常行走. 基于扭簧- 離合器的膝關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置可以實(shí)現(xiàn)外骨骼在支撐期鎖定并為膝關(guān)節(jié)提供助力，在擺動(dòng)期解鎖便可實(shí)現(xiàn)膝關(guān)節(jié)的自由擺動(dòng). 如圖6所示，通過(guò)該種方法，可以實(shí)現(xiàn)在不妨礙人體正常運(yùn)動(dòng)的前提下，為人體行走提供助力.

圖5 膝關(guān)節(jié)內(nèi)力曲線Fig.5 Knee internal force curve

圖6 基于扭簧- 離合系統(tǒng)的整體圖Fig.6 Overall picture based on torsion spring-clutch system

1.2.1 傳動(dòng)機(jī)構(gòu)

由于該外骨骼基于被動(dòng)式行走原理，為了可以存儲(chǔ)較多的能量來(lái)輔助人體行走，本設(shè)計(jì)在儲(chǔ)能部件到小腿支架之間采用類似于減速器的傳動(dòng)機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)能量的傳遞. 該傳動(dòng)機(jī)構(gòu)一端與儲(chǔ)能部件連接，一端與小腿支架連接. 以小腿支架一端做輸入端時(shí)，通過(guò)傳動(dòng)機(jī)構(gòu)的傳遞，在儲(chǔ)能部件的一端將會(huì)達(dá)到增加轉(zhuǎn)速、減小扭矩的目的. 該傳動(dòng)機(jī)構(gòu)由4個(gè)行星齒輪、1個(gè)外齒圈、1個(gè)中空的太陽(yáng)輪和1個(gè)行星架構(gòu)成，其中外齒圈固定不動(dòng)，當(dāng)行星架轉(zhuǎn)動(dòng)時(shí)，將會(huì)帶動(dòng)行星齒輪轉(zhuǎn)動(dòng)，最終將轉(zhuǎn)動(dòng)傳遞至中空太陽(yáng)輪的一端. 通過(guò)該傳動(dòng)機(jī)構(gòu)的增速減扭作用，當(dāng)膝關(guān)節(jié)屈曲小角度時(shí)，在儲(chǔ)能部件一端可實(shí)現(xiàn)大角度的旋轉(zhuǎn)位移，進(jìn)而可實(shí)現(xiàn)設(shè)計(jì)小剛度的卷簧，使膝關(guān)節(jié)的能量存儲(chǔ)更易實(shí)現(xiàn).

1.2.2 變剛度離合系統(tǒng)

變剛度離合系統(tǒng)(見(jiàn)圖7)由彈性儲(chǔ)能部件、傳動(dòng)機(jī)構(gòu)與離合系統(tǒng)串聯(lián)構(gòu)成，在整個(gè)支撐階段中，彈性儲(chǔ)能部件的剛度即為整個(gè)儲(chǔ)能系統(tǒng)的剛度. 在擺動(dòng)階段，離合系統(tǒng)將斷電脫離，使膝關(guān)節(jié)的屈曲運(yùn)動(dòng)無(wú)法通過(guò)傳動(dòng)機(jī)構(gòu)傳遞至彈性儲(chǔ)能部件一端，其結(jié)果表現(xiàn)為外骨骼作用失效，在該過(guò)程中，外骨骼可跟隨人體自由擺動(dòng)，而不涉及能量的存儲(chǔ)與釋放，此時(shí)外骨骼的儲(chǔ)能系統(tǒng)達(dá)到零剛度. 從支撐階段到擺動(dòng)階段，儲(chǔ)能系統(tǒng)的剛度從有到無(wú)，即達(dá)到了變剛度的效果. 通過(guò)變剛度系統(tǒng)，可使外骨骼在不妨礙人體正常運(yùn)動(dòng)的前提下，實(shí)現(xiàn)最大化的助力效果.

1—膝關(guān)節(jié)前蓋；2—膝關(guān)節(jié)后蓋；3—棘輪；4—渦卷簧；5—齒圈；6—中控太陽(yáng)輪；7—行星架；8—離合器銜鐵；9—離合器轉(zhuǎn)子；10—離合器定子. 圖7 變剛度離合系統(tǒng)Fig.7 Variable stiffness clutch system

1.3 控制策略

傳統(tǒng)主動(dòng)式下肢外骨骼以連續(xù)的位置、速度、力等信號(hào)作為控制輸出，而該準(zhǔn)被動(dòng)式下肢外骨骼僅以髖關(guān)節(jié)的霍爾傳感器和膝關(guān)節(jié)的角位移傳感器為運(yùn)動(dòng)識(shí)別單元，電磁鐵和電磁離合系統(tǒng)為控制單元，通過(guò)將傳感器識(shí)別的運(yùn)動(dòng)信號(hào)傳遞至控制單元，根據(jù)不同的步態(tài)時(shí)期采用不同的控制執(zhí)行方式，可在指定的時(shí)間內(nèi)配合膝關(guān)節(jié)的能量存儲(chǔ)與釋放環(huán)節(jié). 針對(duì)控制對(duì)象的特點(diǎn)，該控制策略以能量釋放、能量存儲(chǔ)和能量保持3種模式作為輸出.

1) 能量存儲(chǔ)模式：在支撐初期，腳跟初始著地，膝關(guān)節(jié)幾乎完全伸展，大腿相對(duì)人體軀干向前擺動(dòng)到極限位置. 此時(shí)，髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置處的霍爾開(kāi)關(guān)1跟隨髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)，觸碰到磁鋼，如圖8所示，將該狀態(tài)的信號(hào)傳遞至控制單元，分別控制電磁離合器通電吸合和電磁鐵斷電脫離. 在支撐中前期，足部與地面持平，膝關(guān)節(jié)漸漸屈曲至20°，大腿相對(duì)人體軀干向后擺動(dòng). 由于電磁離合器通電吸合，膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動(dòng)將通過(guò)傳動(dòng)機(jī)構(gòu)傳遞至彈性儲(chǔ)能部件，進(jìn)而完成能量的存儲(chǔ).

圖8 觸發(fā)能量存儲(chǔ)模式的狀態(tài)Fig.8 Trigger the state of the energy storage mode

2) 能量釋放模式：在支撐中后期，足部與地面持平，膝關(guān)節(jié)幾乎再次完全伸展，大腿繼續(xù)相對(duì)人體軀干向后擺動(dòng). 此時(shí)，電磁離合器仍保持通電吸合的狀態(tài)，彈性儲(chǔ)能部件將會(huì)反轉(zhuǎn)釋放能量，以輔助膝關(guān)節(jié)做伸展運(yùn)動(dòng). 在隨后的支撐末期，足跟漸漸離開(kāi)地面，膝關(guān)節(jié)保持伸展?fàn)顟B(tài)，大腿仍繼續(xù)相對(duì)人體軀干向后擺動(dòng)至極限位置. 此時(shí)，髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置處的霍爾開(kāi)關(guān)2跟隨髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)，觸碰到磁鋼，如圖9所示，將此時(shí)的信號(hào)傳遞至控制單元，控制電磁離合器斷電脫離，在該狀態(tài)下，彈性儲(chǔ)能部件中的能量將完全釋放.

圖9 觸發(fā)能量釋放模式的狀態(tài)Fig.9 Trigger the state of the energy release mode

3) 能量保持模式：與能量釋放模式作用時(shí)期相同，均為支撐中后期，不同之處為當(dāng)膝關(guān)節(jié)屈曲20°時(shí)，膝關(guān)節(jié)處的角位移傳感器將此時(shí)的信號(hào)傳遞至控制單元，使電磁鐵通電吸合，電磁離合器斷電脫離. 電磁鐵吸合是為了將彈性儲(chǔ)能部件卡死，防止能量釋放，電磁離合器脫離過(guò)程是為了將膝關(guān)節(jié)屈曲運(yùn)動(dòng)與彈性儲(chǔ)能的轉(zhuǎn)動(dòng)運(yùn)動(dòng)分離，實(shí)現(xiàn)下肢外骨骼跟隨膝關(guān)節(jié)的自由擺動(dòng).

由于人體步態(tài)分為支撐期和擺動(dòng)期(以右腿為例)，為了使外骨骼最大化存儲(chǔ)能量和被動(dòng)式的跟隨人體步態(tài)規(guī)律，將助力模式分為單步儲(chǔ)能和多步儲(chǔ)能. 單步儲(chǔ)能是為了達(dá)到在一個(gè)完整的步態(tài)周期內(nèi)，實(shí)現(xiàn)助力的效果，即(能量存儲(chǔ)+能量釋放)循環(huán)作用. 多步儲(chǔ)能是為了達(dá)到在多個(gè)步態(tài)周期內(nèi)進(jìn)行能量存儲(chǔ)，達(dá)到一步助力的效果，即(能量存儲(chǔ)+能量保持)×N次+(能量存儲(chǔ)+能量釋放)，最終可以實(shí)現(xiàn) “關(guān)鍵一跳”的效果.

2 運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)分析

人體下肢的數(shù)學(xué)模型，尤其是運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)模型，是研究和控制下肢外骨骼的基礎(chǔ)[12]. 本文將根據(jù)已知的姿態(tài)進(jìn)行逆運(yùn)動(dòng)學(xué)求解得出各關(guān)節(jié)的角度變化，通過(guò)已知關(guān)節(jié)角進(jìn)行逆動(dòng)力學(xué)進(jìn)行分析，得出各關(guān)節(jié)所需的驅(qū)動(dòng)力.

2.1 逆運(yùn)動(dòng)學(xué)分析

本文僅對(duì)人體在矢狀面運(yùn)動(dòng)時(shí)進(jìn)行了分析，已知人體軀干質(zhì)心的軌跡為(xbody,zbody)和足部的軌跡為(xankle,zankle)，首先對(duì)支撐腿(右腿)的各關(guān)節(jié)角度進(jìn)行計(jì)算，其中Lbody為軀干質(zhì)心到右髖關(guān)節(jié)的距離，Lthigh為髖關(guān)節(jié)到膝關(guān)節(jié)的距離，Lleg為膝關(guān)節(jié)到踝關(guān)節(jié)的距離，如圖10所示.

圖10 支撐腿分析Fig.10 Support leg analysis

根據(jù)已知的軀干質(zhì)心和右足的位置可以得出

H0=zbody-Lbody

(1)

(2)

(3)

(4)

(5)

αhR=π-(αkR+αaR)

(6)

通過(guò)式(1)～(6)，可以計(jì)算髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θhR=αhR-α0，膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θkR=αkR-π，踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θaR=αaR+α0.

同理，對(duì)擺動(dòng)腿(左腿)進(jìn)行關(guān)節(jié)角度的計(jì)算，如圖11所示.

圖11 擺動(dòng)腿分析Fig.11 Swing leg analysis

(7)

(8)

(9)

(10)

αhL=π-(αkL+αaL)

(11)

由圖11中的位置關(guān)系以及式(7)～(11)，可以求得髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θhL=αhL+α1，膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θkL=αkL-π，踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角為θaL=αaL-α1.其中Hankle是踝關(guān)節(jié)到地面的距離，由于得出的踝關(guān)節(jié)軌跡是相對(duì)于地面的位姿，在該分析中是以踝關(guān)節(jié)為原點(diǎn)進(jìn)行分析的.

2.1 逆動(dòng)力學(xué)分析

在分析下肢動(dòng)態(tài)數(shù)學(xué)模型的時(shí)候，從能量角度出發(fā)，根據(jù)系統(tǒng)的動(dòng)能和勢(shì)能，建立相應(yīng)的拉格朗日方程，進(jìn)而分析和求解人體下肢的動(dòng)力學(xué)問(wèn)題.

拉格朗日函數(shù)L是動(dòng)能K和勢(shì)能P之差，即

L=K-P

(12)

因此，系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)方程，即拉格朗日方程為

(13)

由于下肢可以看作是一個(gè)七連桿結(jié)構(gòu)，故下肢的動(dòng)能表達(dá)式為

(14)

式中：i=0,1，…，6，而0,1，…，6分別對(duì)應(yīng)左右足、左右小腿、左右大腿和軀干的質(zhì)心；Ii為相應(yīng)部位繞其質(zhì)心的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量；qi為下肢相應(yīng)部位與豎直方向的夾角.

下肢的勢(shì)能表達(dá)式為

(15)

由于上文已經(jīng)通過(guò)逆運(yùn)動(dòng)學(xué)求出各關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)角，通過(guò)幾何關(guān)系可得出各關(guān)節(jié)角θi=qi-qi-1.最終通過(guò)式(12)～(15)，求得下肢動(dòng)態(tài)模型方程

(16)

3 結(jié)果分析

3.1 機(jī)械結(jié)構(gòu)驗(yàn)證

在整體結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)過(guò)程中，為了減少膝關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置的厚度，將太陽(yáng)輪設(shè)計(jì)成中空結(jié)構(gòu)，以便于將離合器置于其內(nèi)，因此導(dǎo)致行星架結(jié)構(gòu)比較單薄，作為傳動(dòng)機(jī)構(gòu)與離合器的連接部分，行星架在傳遞扭矩時(shí)便成為一個(gè)薄弱環(huán)節(jié). 以5 N·m助力效果為目標(biāo)，在行星架處將會(huì)傳遞5 N·m的力矩，該設(shè)計(jì)中行星架材質(zhì)采用45號(hào)鋼，對(duì)其進(jìn)行ANSYS靜力學(xué)分析，如圖12所示. 結(jié)果表明其最大應(yīng)力66.19 MPa，而傳統(tǒng)鋼材的疲勞強(qiáng)度為355 MPa，故行星架在傳動(dòng)過(guò)程中不會(huì)發(fā)生斷裂.

圖12 行星架結(jié)構(gòu)分析結(jié)果Fig.12 Planetary frame analysis results

在傳動(dòng)過(guò)程當(dāng)中，系統(tǒng)的另一個(gè)薄弱環(huán)節(jié)為太陽(yáng)輪和行星輪之間的接觸位置，在傳動(dòng)時(shí)由于兩齒嚙合，極易發(fā)生斷裂，因此需進(jìn)行有限元分析和校核. 傳動(dòng)部件中的一級(jí)行星齒輪，經(jīng)過(guò)計(jì)算得出傳動(dòng)比i=0.437 5(小腿做輸入端，儲(chǔ)能部分做輸出端). 通過(guò)對(duì)太陽(yáng)輪和行星輪的嚙合處進(jìn)行分析，計(jì)算了該接觸點(diǎn)的應(yīng)力，其結(jié)果如圖13所示，發(fā)現(xiàn)在兩齒嚙合處的最大應(yīng)力約為6 MPa，因此，在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中，傳動(dòng)機(jī)構(gòu)的強(qiáng)度足夠?qū)崿F(xiàn)所需扭矩的傳遞.

圖13 齒輪嚙合處受力分析Fig.13 Force analysis of gear meshing

3.2 仿真驗(yàn)證

在前文中的逆運(yùn)動(dòng)學(xué)和逆動(dòng)力學(xué)分析基礎(chǔ)上，通過(guò)MATLAB編程可得出一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)的膝、髖關(guān)節(jié)力矩變化曲線，分別如圖14、15所示. 其中，膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)的角度方向規(guī)定沿關(guān)節(jié)中心順時(shí)針?lè)较驗(yàn)樨?fù)，逆時(shí)針?lè)较驗(yàn)檎?

圖14 膝關(guān)節(jié)角度和扭矩Fig.14 Knee angle and torque

圖15 髖關(guān)節(jié)角度和扭矩圖Fig.15 Hip angle and torque

在驗(yàn)證模型結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)合理并獲取關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)曲線后，通過(guò)將模型導(dǎo)入ADAMS軟件進(jìn)行仿真分析. 在人物模型和外骨骼模型的運(yùn)動(dòng)關(guān)節(jié)分別設(shè)置相應(yīng)轉(zhuǎn)動(dòng)副，通過(guò)添加關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)函數(shù)對(duì)人體各關(guān)節(jié)實(shí)現(xiàn)驅(qū)動(dòng)，由于在模型前進(jìn)方向未添加任何驅(qū)動(dòng)力，故需要在模型足底與地面添加接觸模型，以庫(kù)倫摩擦力的形式驅(qū)動(dòng)模型前移[15]. 在實(shí)際中，外骨骼是通過(guò)綁帶與人體實(shí)現(xiàn)連接，而ADAMS中為了實(shí)現(xiàn)外骨骼模型與人物模型的柔性連接，需在二者之間施加軸套力，該軸套力是一種兩構(gòu)件相互作用的彈簧和阻尼力，通過(guò)定義6個(gè)笛卡兒坐標(biāo)系的力和力矩分量(Fx,Fy,Fz,Tx,Ty,Tz)在兩構(gòu)件間施加柔性力[16]. 通過(guò)仿真，可得出外骨骼各關(guān)節(jié)角與人物模型關(guān)節(jié)角的對(duì)比曲線圖，如圖16所示. 其中，藍(lán)線為人物模型在仿真過(guò)程中髖、膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡，紅線為外骨骼模型在仿真過(guò)程中髖、膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡. 通過(guò)曲線對(duì)比可以看出外骨骼模型中的關(guān)節(jié)曲線與人物模型的關(guān)節(jié)曲線雖然不能完全重合，但整體的運(yùn)動(dòng)趨勢(shì)大致相同.

圖16 關(guān)節(jié)曲線對(duì)比Fig.16 Joint curve comparison

在現(xiàn)實(shí)生活中，外骨骼也不可能完全貼合人體下肢一起運(yùn)動(dòng)，由于外骨骼與人體下肢通過(guò)綁帶連接，在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中外骨骼一般會(huì)與人體下肢有微小的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，而圖16恰好驗(yàn)證了該情況. 由于二者之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，導(dǎo)致相應(yīng)的關(guān)節(jié)曲線存在微小偏差，而這些偏差將會(huì)在人體下肢產(chǎn)生作用力. 通過(guò)在ADAMS中對(duì)外骨骼和人物模型之間建立的軸套力，可以仿真二者之間在一個(gè)步態(tài)周期中產(chǎn)生于人物模型下肢的作用力，其結(jié)果如圖17所示. 其中，x方向的力是由于外骨骼與人物模型相互擠壓沿腿部外側(cè)垂直方向產(chǎn)生的作用力，y方向的力是由于二者相對(duì)運(yùn)動(dòng)在沿腿部豎直方向產(chǎn)生的作用力，z方向的力是由于二者相對(duì)運(yùn)動(dòng)在沿腿部水平方向產(chǎn)生的作用力. 通過(guò)觀察結(jié)果可以看出，當(dāng)外骨骼模型開(kāi)始跟隨人物模型運(yùn)動(dòng)后，其產(chǎn)生的3個(gè)方向的作用力基本在很小的范圍內(nèi)浮動(dòng). 通過(guò)分析外骨骼與人物模型之間的軸套力，可以驗(yàn)證二者在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中即使關(guān)節(jié)軌跡有偏差，但最終在下肢產(chǎn)生的作用并不是很大，因此在實(shí)際生活中，該作用力并不會(huì)影響人體的正常運(yùn)動(dòng).

圖17 軸套力分析曲線Fig.17 Bushing force analysis curve

4 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

為了進(jìn)一步驗(yàn)證該外骨骼的實(shí)際助力效果，對(duì)實(shí)驗(yàn)者在有、無(wú)穿戴外骨骼行走的條件下進(jìn)行人體心率和呼吸頻率測(cè)量. 分別以4、5和6 km/h的行走速度運(yùn)動(dòng)相同的距離進(jìn)行測(cè)量. 為了避免軟件測(cè)量造成的誤差，決定采用通過(guò)對(duì)比穿戴該下肢外骨骼前后的心率和呼吸頻率參數(shù)與人體靜態(tài)時(shí)的初始心率和呼吸頻率參數(shù)的比值來(lái)間接驗(yàn)證下肢外骨骼的助力效果.

如圖18、19所示，在穿戴外骨骼后行走時(shí)的心率平均可減少7%，呼吸頻率平均可減少5.11%. 通過(guò)穿戴該下肢外骨骼行走，行走時(shí)的心率和呼吸頻率都有所降低，這表明該下肢外骨骼在輔助人體行走時(shí)可以起到一定的作用，從而間接地證明了穿戴該下肢外骨骼可以起到減少人體能耗的功能，驗(yàn)證了其助力的功效.

圖18 心率對(duì)比Fig.18 Heart rate comparison

圖19 呼吸頻率對(duì)比Fig.19 Respiratory frequency comparison

5 結(jié)論

1) 根據(jù)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)建立了一種準(zhǔn)被動(dòng)式儲(chǔ)能下肢外骨骼，通過(guò)控制3種能量狀態(tài)實(shí)現(xiàn)對(duì)人體行走助力. 其中，髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置可在支撐期完成儲(chǔ)能，為在擺動(dòng)期抬腿提供助力；膝關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置可在支撐期完成助力，而在擺動(dòng)期實(shí)現(xiàn)自由擺動(dòng).

2) 由仿真結(jié)果可知，在穿戴外骨骼行走時(shí)，在人體大、小腿綁帶處會(huì)存在相互作用力，該作用力會(huì)在人體可接受的一個(gè)范圍內(nèi)浮動(dòng)，進(jìn)而不會(huì)對(duì)人體造成不適.

3) 通過(guò)對(duì)未穿戴和穿戴外骨骼樣機(jī)進(jìn)行實(shí)驗(yàn)對(duì)比，該準(zhǔn)被動(dòng)式的下肢外骨骼在減少人體行走時(shí)能量消耗方面有一定的積極作用.