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        一種踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)設計*

        2022-05-12 09:40:38鄭立京陳靈星
        機電工程技術(shù) 2022年4期
        關(guān)鍵詞:肌肉疲勞外骨骼步態(tài)

        鄭立京,王 卓,陳靈星

        (1.廣東省機械研究所有限公司,廣州 510705;2.中國科學院深圳先進技術(shù)研究院,廣東深圳 518055)

        0 引言

        柔性外骨骼在行軍助力、康復助老、智能助殘等方面具有非常廣闊的應用前景[1-3]。近幾年以柔性傳動為技術(shù)核心的穿戴式機器人高水平研究多次發(fā)表于Science、Science Robotics等頂級期刊,是國際研究的前沿與熱點[4-6]。國外在柔性外骨骼方面的代表性研究主要包括:哈佛大學Wyss實驗室的Walsh團隊設計了繩驅(qū)髖踝雙關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[7]、踝關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[8]、膝關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[9]和髖關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[10];卡內(nèi)基梅隆生物力學實驗室的Collins團隊設計了踝關(guān)節(jié)被動與主動助力系統(tǒng)[11-12]和多關(guān)節(jié)助力系統(tǒng)[13];北亞利桑那大學生物力學實驗室Lerner[14]針對中風患者設計的外骨骼系統(tǒng)輔助踝關(guān)節(jié)的跖曲;瑞士蘇黎世聯(lián)邦理工學院感知-運動系統(tǒng)實驗室的Riener團隊設計了MAXX(Mobility Assisting textile exoskeleton),其采用1個驅(qū)動器輔助髖、膝、踝3個關(guān)節(jié)[15]。近幾年國內(nèi)柔性外骨骼的研究也取得了快速發(fā)展,代表性的成果有:中國科學院深圳先進技術(shù)研究院設計的全身助力外骨骼[16]、髖膝聯(lián)動外骨骼[17]、髖踝聯(lián)動外骨骼[18]和輕型助踝外骨骼[19]。

        柔性外骨骼具有良好的人機交互性能,為了將力準確地傳遞到目標關(guān)節(jié),傳感系統(tǒng)必須捕獲關(guān)鍵的步態(tài)事件進行反饋控制。Asbeck等[20]使用足部開關(guān)來檢測鞋跟撞擊,并將鞋跟中的陀螺儀與張力傳感器結(jié)合起來檢測鞋跟撞擊。Karavas等[21]在每條腿上安裝了3個慣性傳感器,分別獲得大腿、小腿和腳的矢狀面角位移和角速度,以此判斷位姿狀態(tài)。目前的交互方式都存在滯后性的問題,給人行走帶來了一定的干擾。

        在人體行走時,下肢是多個關(guān)節(jié)協(xié)同作用的結(jié)構(gòu),根據(jù)相關(guān)研究踝關(guān)節(jié)做功最多、承載最大,因此本文設計了一款踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng),主要由控制單元、執(zhí)行單元、鮑登線、足底壓力傳感器、拉力傳感器等幾部分組成,并通過肌電信號進行效果評估驗證。

        1 踝關(guān)節(jié)生物力學分析

        本文選取4名參與者,進行了一系列正常行走實驗,探討柔性踝關(guān)節(jié)外骨骼設計與行走的關(guān)系,為外骨骼設計提供了理論依據(jù)。受試者按照自身習慣,進行正常步態(tài)行走。在數(shù)據(jù)收集之前,每位受試者都經(jīng)歷了一個適應階段。并在距離起點2 m的地方放置兩塊測力板。運動學數(shù)據(jù)由三維運動光學捕獲系統(tǒng)Vicon記錄,地面反作用力使用兩塊AMTI測力板收集,每位參與者進行5次行走。將采集到的數(shù)據(jù)通過OpenSim人體骨骼肌肉仿真軟件進行分析,如圖1所示,通過逆向運動學、逆向動力學和肌肉力計算,得到踝關(guān)節(jié)角度、關(guān)節(jié)力矩、關(guān)節(jié)功率和肌肉激活數(shù)據(jù),并進行統(tǒng)計學分析。

        圖1 踝關(guān)節(jié)采集與步態(tài)分析

        人體步態(tài)周期可分為站立和擺動階段,具體有7個階段:首次觸地期、支撐相中、末期,以及擺動相前、早、中、末期。通過生物力學軟件得到的踝關(guān)節(jié)生物信息曲線如圖2所示。以右腳為例,跟著地為步態(tài)的初始階段,踝關(guān)節(jié)首先進行背屈,關(guān)節(jié)力矩呈線性增加,關(guān)節(jié)做負功,隨后腳尖離地,關(guān)節(jié)力矩減小,踝關(guān)節(jié)顯著做正功,隨后右腳進入擺動項,左腳進入支撐相,以此進行循環(huán)。

        圖2 踝關(guān)節(jié)生物力學數(shù)據(jù)

        2 外骨骼系統(tǒng)設計

        下肢外骨骼應用廣泛,不僅可以應用于醫(yī)療康復,也可以應用于運動增強。在本文中,踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)如圖3所示,其主要由控制單元、執(zhí)行單元、鮑登線、足底壓力傳感器、拉力傳感器組成??刂茊卧許TM32為核心控制板,外加藍牙模塊、供電電源以及其余外設組成,用于控制整個外骨骼系統(tǒng)。執(zhí)行單元由直流無刷電機(DJI 3508)和電流調(diào)速器(C620)組成,用于為踝關(guān)節(jié)提供助力。鮑登線是系統(tǒng)傳遞的途徑。足底壓力傳感器用于步態(tài)事件的劃分,以便更好地控制系統(tǒng)。拉力傳感器作為系統(tǒng)反饋,提高系統(tǒng)助力穩(wěn)定性。

        圖3 踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)

        踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的助力系統(tǒng)整體質(zhì)量僅2.56 kg,其中約90%的質(zhì)量作用于腰部,其余質(zhì)量集中于腳底,其質(zhì)量分布如表1所示。

        表1 踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼系統(tǒng)質(zhì)量分布

        3 控制系統(tǒng)設計

        不同的關(guān)節(jié)在行走過程中產(chǎn)生不同的生物關(guān)節(jié)力矩。本文設計的踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼針對人在行走過程中的踝關(guān)節(jié)助力,因此,只需利用踝關(guān)節(jié)生物力矩來控制外骨骼。本節(jié)重點針對人在行走過程中踝關(guān)節(jié)生物力矩的變化,以此為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼制定相應的控制策略,從而減少肌肉疲勞程度。

        3.1 足底壓力傳感器分析步態(tài)

        足底壓力傳感器是是一種壓敏傳感器,根據(jù)所受壓力大小的變化改變電平值,常用于步態(tài)分析的一種是鞋墊型足底壓力分布式測量傳感器如圖4所示,其由8個應變片組成,可以用于測量腳趾、腳掌以及腳根3個部分的運動狀態(tài)。當6、7、8號應變片高于閾值時,即這些應變片受壓程度較大,所以可以判定此時為腳跟觸底狀態(tài)。當6、7、8號應變片低于閾值且其余應變片均高于閾值,即6、7、8號不受壓,其余受壓,所以可以判定此時為腳跟離地狀態(tài)。由此看來,足底壓力是一種分析人體步態(tài)信息的重要工具,可以很好地分析人體步態(tài)事件變化。

        圖4 足底壓力鞋墊

        3.2 輔助力設計

        踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼的控制策略主要是改變力的振幅和相位,如圖5所示,當人的步態(tài)到達腳跟離地狀態(tài)時踝關(guān)節(jié)需要開始做正功,所以這個時候通過踝關(guān)節(jié)助力外骨骼為踝關(guān)節(jié)助力是比較合適的階段。以此為目標,為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼設計輔助力。

        利用踝關(guān)節(jié)力矩變化以及腳跟離地狀態(tài)為設計標準來為踝關(guān)節(jié)助力外骨骼的輔助力曲線進行設計。利用一個正弦曲線去擬合踝關(guān)節(jié)輔助力曲線,踝關(guān)節(jié)足底屈曲的最大生物力矩平均值為60 N?m,踝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)半徑平均值為0.04 m,并且為了不對人造成損傷,將踝關(guān)節(jié)力矩按5%進行縮放,即施加于踝關(guān)節(jié)的最大輔助力峰值為80 N。

        3.3 控制器設計

        本文的工作簡化了分層控制策略,降低了控制復雜度,如圖6所示,控制系統(tǒng)包括PD控制器、位置控制器、執(zhí)行器系統(tǒng)、外骨骼、拉力傳感器、足底壓力傳感器、步態(tài)識別和力軌跡生成。PD控制器在柔性外骨骼單運動輔助中表現(xiàn)良好[29],如下所示:

        圖6 踝關(guān)節(jié)助力外骨骼控制框圖

        式中:KP和KD分別為比例控制器與微分控制器的參數(shù)矩陣,KP?R2×2,KD?R2×2。

        當整個系統(tǒng)可以正常運行時,首先通過足底壓力傳感器獲取人體足底信息,進而分析人體步態(tài)。然后根據(jù)步態(tài)周期,生成輔助力大小和執(zhí)行時間。最后,PD控制器調(diào)整系統(tǒng)誤差,使電機能輸出準確的所需力,并作用于人體,幫助用戶減少代謝肌肉疲勞程度。同時,系統(tǒng)還根據(jù)力反饋和電機位置反饋來減小誤差。

        4 助力性能評估

        本章討論踝關(guān)節(jié)助力外骨骼的助力性能評估效果。

        4.1 實驗設置與協(xié)議

        本實驗共邀請了4位志愿者參與測試,并在進行實驗前向所有參與者解釋了實驗的內(nèi)容及其產(chǎn)生的影響。所有受試者均未報告有任何病史,以及任何會影響心血管、呼吸或中樞神經(jīng)系統(tǒng)等。

        4.2 表面肌電信號評價

        在表面肌肉電信號評價實驗中,使用采用頻率為1 000 Hz的sEMG設備去采集表面肌電信號,并將其用于分析疲勞程度。如圖7所示,整個實驗設備由踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼、跑步機、主機以及sEMG設備組成。受試者以5 km/h的速度行走在跑步機上,表面肌肉電機附著在右腿的腓骨前肌、內(nèi)側(cè)腓腸肌、比目魚肌。

        圖7 使用sEMG采集肌電信號

        整個實驗需要完成3組實驗,包括使用踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼行走、穿戴踝關(guān)節(jié)柔性外骨骼不助力行走和不穿戴外骨骼時行走。每組實驗行走5 min,每組之間休息10 min,以此保證受試者能充分休息。

        采集完實驗數(shù)據(jù)使用均方根(RMS)進行分析肌肉疲勞程度,RMS值越高,意味著肌肉疲勞程度越高。3組肌肉疲勞程度對比如圖8所示,可以發(fā)現(xiàn),實驗結(jié)果顯示在外骨骼的輔助下,腓骨前肌、內(nèi)側(cè)腓腸肌、比目魚肌的肌電信號均方根值分別降低了7.2%,13.4%和8.9%,即該外骨骼能夠有效減小小腿肌肉疲勞。

        圖8 肌肉疲勞程度對比

        5 結(jié)束語

        本文設計了一種踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng),通過Vicon動作捕捉實驗采集人體行走過程中的關(guān)節(jié)角度信息和足底壓力數(shù)據(jù),利用生物力學分析軟件Opensim分析踝關(guān)節(jié)的運動特性,確定踝關(guān)節(jié)做正功時段;基于踝關(guān)節(jié)的運動特性設計了足底壓力識別、電機驅(qū)動、繩索傳動的柔性外骨骼,輔助踝關(guān)節(jié)跖曲;采集小腿肌群的肌電信號,評估外骨骼的助力效果。實驗結(jié)果證明所設計踝關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼系統(tǒng)可在正常行走過程中減小肌肉活性。

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