鄧 靜，姜文正，高海波，丘世因，李滿天，查富生

(1.深圳航天科技創(chuàng)新研究院，廣東 深圳，518052;2.哈爾濱工業(yè)大學，黑龍江 哈爾濱，150001;3.深圳航天龍海特智能裝備有限公司，廣東 深圳，518052;4.天津大學醫(yī)學工程與轉化醫(yī)學研究院，天津 300072)

0 引言

外骨骼機器人在康復醫(yī)療、工業(yè)和軍事等領域逐漸展現(xiàn)出巨大的應用潛力。人機交互運動控制是保障穿戴者的動作靈活性和舒適性，實現(xiàn)外骨骼機器人在復雜環(huán)境中應用的關鍵[1]。

人機接觸力感知技術的誕生，極大地拓展了機器人的應用領域。在工業(yè)領域，基于末端接觸力的隨動控制技術，解決了機械臂軌跡示教編程問題[2]，在醫(yī)療領域，人機接觸力交互感知，使微創(chuàng)手術、遠程手術成為可能[3]。在外骨骼機器人領域，人機接觸力感知技術使外骨骼與人體之間的交互作用由預設運動軌跡的模式轉變成動態(tài)的力交互模式，從而讓外骨骼能夠適應穿戴者復雜而靈活的動作。HIT-LEX[4-5]外骨骼上應用了基于人機接觸力的運動控制技術，實現(xiàn)了復雜路面環(huán)境下對人體任意運動的支持，IT-Knee[6]膝部助力外骨骼，通過測量人體足底力，實現(xiàn)人體關節(jié)力矩的求解，從而為外骨骼主動輔助人體運動奠定基礎?？梢?，足端人機接觸力測量，是解決下肢外骨骼機器人與人體交互運動靈活性的關鍵。

足端人機接觸力測量裝置的設計主要面臨以下挑戰(zhàn)：首先是足地接觸狀態(tài)復雜，足跟觸地、腳掌著地和足趾觸地等多種支撐狀態(tài)，以及路面凹凸不平引起的足底支撐點無規(guī)律變化，對測力裝置的適應性提出較高要求；其次是人在行走過程中，趾關節(jié)存在背屈/跖屈運動，如果采用剛性鞋底結構，將導致穿戴者趾關節(jié)無法彎曲，影響行走穩(wěn)定性和體能消耗[7]；同時外骨骼機器人是穿戴式裝備，過重、過厚的鞋底嚴重影響輕便性和靈活性。如何在有限尺寸空間和重量限制下實現(xiàn)測力傳感器的集成，同時盡量提高足力測量的精度、靈敏度、抗沖擊性和抗零點漂移等，是有待進一步研究的問題。

人體以矢狀面運動為主，為了避免系統(tǒng)過于龐雜，絕大多數(shù)外骨骼機器人僅在矢狀面內輔助人體。在矢狀面中，足端接觸力包含豎向力、前后向力、背屈/跖屈力矩共3個分量。維多利亞大學研究了基于膜片壓力傳感器的測力鞋墊[8]，結構輕便，廣泛用于觸地檢測，但是無法獲得前后向力，對于豎向力的測量準確度也欠佳。韓國延世大學設計了整體式測力鞋底[9]，測量精度較高，但是整個剛性鞋底導致趾關節(jié)無法彎曲，影響行走舒適性，同時為了能夠承受足跟著地時在傳感器上產生的大扭矩，導致傳感器體積大，靈敏度降低。分布式多傳感器測量方案[10-11]可以避免力傳感器承受過大的扭矩，同時可以將鞋底設計為柔性體，然而多個傳感器之間的內應力可能引起較大的測量誤差。

針對上述問題，本文研究一種適應復雜足地接觸狀態(tài)、靈敏度較高和抗過載能力較強的足端人機接觸力測量裝置，并通過實驗驗證其有效性。

1 足端接觸力測量裝置結構設計

1.1 足端人機連接機構設計

足端人機連接機構的作用是使測力裝置牢固連接在人體足端。采取如圖1 所示的連接方式。

圖1 足端人機連接機制

將人的足弓視為剛體，在足弓下方設置1塊硬質的碳纖維板，通過腳背繃帶和腳跟繃帶與足弓連接。足底平面約束3個自由度，綁帶約束左右平移、前后平移2個自由度，另外在腳趾處設置繃帶，配合其他2個繃帶限制繞小腿軸線轉動的1個自由度。通過上述方式，實現(xiàn)6自由度全約束。為了避免干擾趾關節(jié)運動，在趾關節(jié)下方設置可撓屈的彈性薄鋼板，通過薄鋼板撓曲變形來適應趾關節(jié)的轉動。

1.2 足底傳感器布置

關于傳感器布置位置的設計，主要考慮對足底的有效支撐，以及在各種觸地狀態(tài)下足力的有效測量。

本文采取分布式的多傳感器方案，包含1個三維力傳感器和2個一維力傳感器。在足跟下方設置1個高過載裕度的一維力傳感器來測量地面對足跟的支撐力Fz1，該傳感器能直接承受足跟著地過程的大沖擊載荷。在趾關節(jié)下方偏后的位置設置1個三維力傳感器，該傳感器可獲取豎向支撐力Fz2和前后向支撐力Fx2。足跟離地后，趾關節(jié)開始彎曲，壓力中心轉移到趾關節(jié)和腳趾上，在趾頭下方設置了一維力傳感器來測量足尖下方的地面支反力Fz3。

1.3 傳感器連接機構設計

本文設計了剛柔結合的測力鞋底結構，如圖2所示。測力鞋底整體分上下2層，上層鋼板與人足相連，下層鋼板與外骨骼相連，2層鋼板之間通過力傳感器連接以實現(xiàn)足力的測量。足弓下方采用碳纖維板增加剛度，對足弓形成強有力的支撐。趾關節(jié)下方的區(qū)域不設置碳纖維板，當趾關節(jié)轉動時，上下2層彈性鋼板通過柔性撓曲變形來順應。

圖2 測力鞋底結構

多個力傳感器同時測量同一個對象的情況下，如果安裝結構上存在過約束，則容易引起內應力，導致零點漂移等測量誤差。為此在3個力傳感器的連接結構上增加運動副，以消除或減少冗余約束：3個力傳感器的下端都與下層彈性鋼板固連；三維力傳感器的上端通過1個轉動副與上板連接，釋放背屈/跖屈方向的轉動約束；前后2個一維力傳感器通過具有3個轉動自由度的球鉸鏈和1個平動自由度的滑動副連接到上板，使一維力傳感器只承受軸向拉壓力和側向力，避免對前后方向力測量的干擾。腳趾下方的一維力傳感器上的滑動副有較長的滑道，當趾關節(jié)彎曲時，上下2層彈性鋼板會出現(xiàn)前后搓動，滾針排沿滑道滾動，防止運動干涉，保證趾關節(jié)的活動度。

2 力傳感器信號處理電路

2.1 低噪聲電源電路

基于橋式應變片的力傳感器輸出信號幅值小，僅有數(shù)毫伏，對噪聲干擾較為敏感，因此信號處理電路設計上需嚴格控制各環(huán)節(jié)噪聲，其中來自供電電源的噪聲不容忽視。為此，設計了超低噪聲的正負電源模塊，如圖3所示。

圖3 低噪聲電源電路

模塊采用+12 V單電源供電，輸出1路高精度的+5 V，作為力傳感器的激勵電壓；輸出±7.5 V，為信號調理電路中運算放大器供電。其中，+5 V、+7.5 V分別由2個NCV1117線性穩(wěn)壓芯片提供。NCV1117是安森美半導體公司生產的具有高電源紋波抑制比的線性可調穩(wěn)壓芯片，對于頻率小于10 kHz的電源紋波具有60 dB以上的衰減，可以大幅度抑制來自電源的中低頻噪聲。于此同時，在NCV1117的輸入端串聯(lián)RC低通濾波電路，抑制頻率為10 kHz以上的高頻紋波，獲得高穩(wěn)定性、超低噪聲的電壓輸出。-7.5 V則是首先通過LTC3261負壓發(fā)生器將+12 V轉換為-12 V，再通過LTC1964線性穩(wěn)壓模塊調整為-7.5 V輸出。LTC3261是凌特公司生產的負輸出電荷泵，它通過內置的50～500 kHz時鐘，切換電容的充放電回路，實現(xiàn)將輸入的正電壓轉換為輸出負電壓的功能。LT1964則是ADI公司生產的低噪聲可調負壓穩(wěn)壓器，可以在10 Hz～100 kHz范圍內提供噪聲低于30 μV電壓輸出。

2.2 力傳感器信號放大電路

本文采用橋式應變片力傳感器。應變橋輸出信號幅值小，內阻較大，極易受噪聲干擾，同時橋臂共模電壓對容易造成輸出零點偏移，此外放大電路與AD轉換器之間的地線壓降可能造成測量誤差。為了獲得高的測量精度，設計了如圖4所示的信號處理電路。

圖4 力傳感器信號放大電路

在放大器輸入端設置1個由R1、C3、R2構成低通濾波器，抑制差模噪聲干擾，同時通過C1、C2接地電容抑制共模噪聲干擾。信號前級放大器采用AD8222儀表放大器，它具有126 dB的高共模抑制比，可以抑制電橋上約2.5 V的共模電壓對輸出造成的干擾。電壓增益僅通過電阻R3設置，可以根據(jù)傳感器靈敏度、量程和輸出電壓范圍來做合理取值。輸出端采用精密運算放大器OP2177構成反向放大器，實現(xiàn)差分電壓輸出。根據(jù)香農采樣定理，當采樣頻率小于被采樣信號頻率的1/2時，會產生頻率混疊現(xiàn)象，導致測量誤差，為此，在輸出端也設置了RC低通濾波器電路，該濾波器不僅可以抑制高頻噪聲，而且可以防止輸出短路造成運算放大器損壞。

3 足端接觸力信號的解算

為方便計算，將足底3個力傳感器獲得的力信號統(tǒng)一向踝關節(jié)處合成，如圖5所示。

圖5 足底多個力傳感器信號的合成

在前后方向上，只有三維力傳感器獨立承擔了水平方向約束力。在豎直方向上，足跟、足弓和足尖下方的3個力傳感器共同承擔豎向約束力。在背屈/跖屈轉動軸線方向上，由于3個傳感器上均設置了轉動鉸鏈，因此不會單獨產生力矩約束，而是由各傳感器的受力，在力作用點相對與踝關節(jié)的偏移距離上產生力矩。列靜力平衡方程可得到合成的前后向力Fx、豎向力Fz、背屈/跖屈力矩τy,即

(1)

4 足底力測量精度實驗分析

為了檢驗足端人機接觸力測量裝置的精度，采用Kistler三維力臺做對比實驗分析。Kistler為瑞士出品的三維力臺，主要用于生物力學分析、可以獲取足底3個維度的力、力矩以及壓力中心等數(shù)據(jù)。實驗者體重約80 kg，穿戴足端接觸力測量裝置樣機站在三維力臺上，如圖6所示，通過不同的運動，在足端產生作用力。同時采集三維力臺和樣機的數(shù)據(jù)進行對比分析。

圖6 足底力測量對比實驗

4.1 Fz對比實驗

足底在豎直方向上的受力主要用于支撐人體重量，在跳躍運動中，足端受力狀態(tài)復雜，同時存在較大的沖擊載荷，因此選擇跳躍運動來分析豎向測力精度。實驗者完成10次跳躍運動，獲得原始數(shù)據(jù)如圖7 所示。

圖7 足端接觸力Fz

4.2 Fx對比實驗

足底在水平方向上的受力可引起人體在水平方向上的加減速，而踏步、跳躍等運動中足底水平力不顯著。為了使足底產生較大的水平力，采取靜態(tài)施力的方式，即實驗者穿戴測力鞋站在三維力臺上，保持足底與力臺接觸，在不移動足底的情況下，通過擺腿，向足底施加前后向力，獲得數(shù)據(jù)如圖8所示。

圖8 足端接觸力Fx

4.3 τy對比實驗

足底背屈/跖屈力矩主要有足底壓力中心移動引起。伸蹲過程中，軀干前傾可引起較大的足底支反力矩，因此選擇伸蹲運動來分析背屈/跖屈力矩測量精度。實驗者穿戴足端人機接觸力測量裝置站在三維力臺完成5次伸蹲，獲得數(shù)據(jù)如圖9所示。

圖9 足端接觸力矩τy

以上實驗數(shù)據(jù)表明：足端人機接觸力測量裝置獲得的力/力矩曲線平滑，未出現(xiàn)大的噪聲干擾，信噪比良好；實測曲線與三維力臺數(shù)據(jù)曲線高度吻合，體現(xiàn)出良好的測量精度和動態(tài)性能；在跳躍時的劇烈沖擊和復雜的足端接觸狀態(tài)下仍獲得較為準確的測量結果，體現(xiàn)出良好的適應性和抗沖擊性。

Fz實驗中，足部騰空后，三維力臺的數(shù)據(jù)降為0，而實測數(shù)據(jù)出現(xiàn)小的負值，該誤差應該是由鞋底和自重引起；受力較大的情況下，曲線局部出現(xiàn)一定的偏差，應該是由碳纖維板的撓曲變形，以及運動副的摩擦力引起，這種差異隨足端受力的減小而減小，不會引起顯著的零點漂移問題。

5 原地跑過程的足底力測量實驗

左、右足的實測足底力傳感器數(shù)據(jù)以及映射到踝關節(jié)處的合力如圖10所示。原地跑的過程中，腳趾先著地， 因此腳趾下方的力傳感器輸出信號Fz3先上升，而后支撐力主要轉移到趾關節(jié)下方，當足跟下方的力傳感器信號Fz1上升時，說明人的整個腳掌都著地，此后完成蹬地起跳過程，足力在豎直方向的合力顯著高于人體重力，使身體向上加速躍起直至足尖離地后足力整體降為接近0。由于測力裝置自重，在擺動相階段豎直方向足力為負。可見本足力測量裝置能較好地適應足的不同觸地狀態(tài)，而且在支撐相和擺動相階段都能夠獲取人的足端接觸力。

圖10 原地跑時的足端接觸力

6 結束語

本文針對外骨骼應用需求，設計了足端人機接觸力測量裝置，通過實驗驗證了功能指標與需求匹配，技術指標良好。分布式的傳感器布置方案，配合用于消除傳感器之間內應力的機構，可以獲得較高的測力靈敏度和抗過載能力；剛柔結合的鞋底結構可以較好地適應趾關節(jié)彎曲運動；各通道相互獨立的放大電路，結合程序化的多傳感器信號合成方案，解決了冗余測量和統(tǒng)一基準問題。