李振男, 韓 陽, 任 雷, 劉春寶

(1.吉林大學(xué) 機械與航空航天工程學(xué)院, 吉林 長春 130022;2.吉林大學(xué) 工程仿生教育部重點實驗室, 吉林 長春 130022;3.曼徹斯特大學(xué) 機械航天和土木工程學(xué)院, 英國 曼徹斯特 M139PL)

引言

由于下肢缺失,膝上截肢患者在日常生活中面臨諸多不便。目前,絕大多數(shù)截肢者使用被動膝關(guān)節(jié)。被動膝關(guān)節(jié)假肢在站立期提供穩(wěn)定的支撐,在擺動期能夠隨殘肢自然運動,帶有微處理器的假肢能夠進一步改善截肢者的步態(tài)[1]。然而,被動膝關(guān)節(jié)假肢不能提供主動膝關(guān)節(jié)扭矩, 限制了擺動階段的穩(wěn)定性和其他復(fù)雜功能,如樓梯上升。因此,主動假膝采用動力執(zhí)行器來解決問題,根據(jù)是否存在被動功能,分為全主動膝關(guān)節(jié)假肢和半主動膝關(guān)節(jié)假肢。全主動膝關(guān)節(jié)假肢由齒輪、同步帶、絲杠或其他部件驅(qū)動實現(xiàn)膝關(guān)節(jié)的主動運動[2]。在全主動膝關(guān)節(jié)假肢的基礎(chǔ)上,半主動膝關(guān)節(jié)假肢增加被動元件或機構(gòu),在站立階段承擔(dān)身體的重量以節(jié)省站立相的電池消耗[3]。ROUSE E J等[4]為膝關(guān)節(jié)設(shè)計了一種可離合器系列彈性執(zhí)行機構(gòu),在站立期鎖定,在擺動期進行主動驅(qū)動。FLYNN L等[5]設(shè)計的假肢CYBERLEGs通過一個帶有大剛度彈簧的重量承載機構(gòu)提供站立期的支撐扭矩。然而,這些動力執(zhí)行機構(gòu)通常由高速、低扭矩電機組成,并通過高傳動比減速以產(chǎn)生足夠的驅(qū)動扭矩[6]。這種高傳動比的驅(qū)動方案具有較高的被動摩擦和較低的反向驅(qū)動能力,迫使假肢在擺動階段進行主動驅(qū)動,而不是像被動膝關(guān)節(jié)假肢跟隨大腿的自然運動,這給殘肢帶來不必要的運動沖擊[7]。

為了保持被動假肢自由擺動的特性,研究人員提出了一種新的半主動方案:主動驅(qū)動單元與液壓阻尼缸進行耦合。MENDEZ J等[8]提出了一種混合膝關(guān)節(jié)假體,將商用液壓缸與電機驅(qū)動主動可變傳動裝置結(jié)合起來。被動水平行走傳動比小,主動樓梯傳動比大。然而,傳動比的切換需要一段時間。王啟寧等[9]提出了一種由變阻尼液壓缸和通過減速機構(gòu)直接驅(qū)動關(guān)節(jié)的低功率電機組成的混合膝關(guān)節(jié)。LEE J T等[10-11]將滾珠絲杠與液壓活塞集成在半主動驅(qū)動器中,開發(fā)了一種液壓混合膝關(guān)節(jié)假肢,該假肢增強了水平行走擺動階段的穩(wěn)定性。文獻[9]和文獻[10]的主動傳動比分別為21∶1和75∶1。較低的傳動比允許膝蓋像被動膝關(guān)節(jié)假肢一樣自由擺動,但導(dǎo)致主動扭矩不足(小于10 N·m)。因此,在電動假肢中,低被動摩擦與高主動傳動比之間存在著明顯的不相容性問題。研究表明,具有高減速比的電靜壓作動器廣泛應(yīng)用于航空航天、工業(yè)和機器人領(lǐng)域[12-13]。

本研究首先提出一種基于電液直驅(qū)技術(shù)的液壓半主動驅(qū)動原理,通過液壓回路完成兩個獨立的液壓子系統(tǒng)的集成,有效解決了現(xiàn)有電動假肢低被動摩擦與高主動傳動比不兼容的問題,開展相關(guān)計算分析,最后結(jié)合有限狀態(tài)機控制,完成人體實驗驗證。

1 假肢原理設(shè)計與系統(tǒng)集成

1.1 水平行走步態(tài)劃分

人體水平行走通常被劃分為站立階段和擺動階段[14],根據(jù)足部與地面的接觸情況以及膝關(guān)節(jié)的運動狀態(tài),一個步態(tài)周期可以進一步的分為四個階段,如圖1 所示。

圖1 水平行走步態(tài)相位劃分Fig.1 Phase division of level walking gait

站立早期:足跟觸地,膝關(guān)節(jié)開始支撐身體重量,隨后全腳掌著地,身體繼續(xù)向前運動,髖關(guān)節(jié)向后至最大伸展?fàn)顟B(tài)。

預(yù)擺動期:髖關(guān)節(jié)向前屈曲,帶動膝關(guān)節(jié)屈曲,同時足跟開始離開地面。髖關(guān)節(jié)持續(xù)屈曲,直至足尖離開地面。

擺動屈曲期:足部完全離開地面,膝關(guān)節(jié)跟隨大腿進行擺動屈曲至最大角度。

擺動伸展期:足部離開地面,膝關(guān)節(jié)開始向前擺動,最終完全伸展;隨后足跟再次觸地,進入下一個步態(tài)周期。

1.2 假肢液壓驅(qū)動系統(tǒng)設(shè)計

根據(jù)人體水平行走的運動學(xué)分析,足部再次觸地的穩(wěn)定性一方面依賴于擺動期的完全伸展,另一方面則是站立期的穩(wěn)定支撐。因此,膝關(guān)節(jié)假肢應(yīng)具備滿足以下幾個條件:首先,在站立早期,假肢需要提供可靠的支撐,其中被動支撐能有效降低電量消耗;隨后,在預(yù)擺動期和擺動屈曲期,膝關(guān)節(jié)能夠跟隨大腿殘肢進行自然的屈曲運動,降低剛性沖擊;最后,在擺動伸展期,假肢為膝關(guān)節(jié)提供主動伸展,提高擺動魯棒性。

電液直驅(qū)系統(tǒng)在傳統(tǒng)液壓高動力輸出的基礎(chǔ)上,體積更小,集成度更高。同時,液壓阻尼器可以在較小的尺寸內(nèi)產(chǎn)生較強的阻力。因此,基于電液直驅(qū)技術(shù),結(jié)合液壓阻尼調(diào)控方法,建立半主動液壓驅(qū)動系統(tǒng),包括主動組件(主動電機、柱塞泵)、被動組件(旋轉(zhuǎn)閥、閥電機)、執(zhí)行器組件(活塞、活塞桿、蓄能活塞、彈簧)、集成塊等,如圖2所示,點線和短線分別表示膝關(guān)節(jié)主動伸展和被動屈曲時液壓油的流動方向。被動屈曲時,主動電機停轉(zhuǎn),旋轉(zhuǎn)閥打開,無桿腔液壓油經(jīng)旋轉(zhuǎn)閥流入有桿腔,活塞向下運動。主動伸展時,旋轉(zhuǎn)閥關(guān)閉,主動電機啟動,有桿腔液壓油經(jīng)柱塞泵增壓后直接作用于無桿腔,推動活塞向上運動,活塞運動速度由泵轉(zhuǎn)速直接控制。泵、閥、液壓缸相互并聯(lián),實現(xiàn)主被動驅(qū)動系統(tǒng)集成,但又互相獨立工作,通過被動系統(tǒng)獲取低運動摩擦,通過主動系統(tǒng)獲得大傳動比、輸出大范圍扭矩。

圖2 假肢液壓原理圖Fig.2 Hydraulic principle of prosthesis

此外,由于采用單出桿液壓缸,在屈曲階段通過蓄能活塞儲存多余的油液體積并壓縮彈簧進行儲能,在伸展階段釋放。

半主動液壓驅(qū)動系統(tǒng)通過被動阻尼旋轉(zhuǎn)閥的開關(guān)實現(xiàn)支撐與被動屈曲運動的切換,充分發(fā)揮液壓缸低摩擦特點,實現(xiàn)膝關(guān)節(jié)假肢在屈曲階段能跟隨穿戴者的意圖運動,同時主動系統(tǒng)在擺動伸展階段能輸出強有力的輔助扭矩,實現(xiàn)低被動摩擦與高主動傳動比的兼容。根據(jù)上述要求,對假肢關(guān)鍵元件選取如表1所示。

表1 假肢關(guān)鍵元件參數(shù)Tab.1 Parameters of key components of prosthesis

1.3 假肢結(jié)構(gòu)設(shè)計與系統(tǒng)集成

在液壓閥塊的表面加工了一系列不同深度的孔,以連接各個液壓組件。由此產(chǎn)生的工藝孔通過密封螺釘或者膨脹堵頭實現(xiàn)密封。液壓缸孔的表面必須足夠光滑,以減少密封圈的磨損和液體的泄漏。如圖3所示,液壓驅(qū)動系統(tǒng)的所有組件都是在閥塊中組裝的,沒有外部管道。系統(tǒng)集成度高,為假肢輕量化、實用化提供極大的幫助。

圖3 液壓驅(qū)動系統(tǒng)總體設(shè)計Fig.3 Overall design of hydraulic drive system

半主動電液膝搭載兩種傳感器,角度傳感器與膝關(guān)節(jié)軸連接,測量其旋轉(zhuǎn)角度,壓力傳感器與小腿桿固定以獲取小腿軸向受力數(shù)據(jù)。同時,定制的嵌入式控制板和電機驅(qū)動器安裝在假肢后面,2800 mAh容量的電池固定在假肢側(cè)面。最終,假肢完成系統(tǒng)集成如圖4所示,膝關(guān)節(jié)運動范圍為0°～120°,整體高度為258 mm,總重量為2.8 kg(包括300 g電池)。

圖4 假肢總體設(shè)計與系統(tǒng)集成Fig.4 Overall design and system integration of prosthesis

由正弦余弦定理得到膝關(guān)節(jié)角度與液壓缸相對膝關(guān)節(jié)軸力臂的函數(shù)關(guān)系。再結(jié)合表1中的電機、泵、液壓缸參數(shù),計算得到膝關(guān)節(jié)角度與主動傳動比曲線,如圖5所示,在典型膝關(guān)節(jié)角度0°～90°范圍,電機與膝關(guān)節(jié)的傳動比為126∶1～174∶1,遠(yuǎn)大于文獻[9]和[10]中的21∶1和75∶1。因此,電機在膝關(guān)節(jié)產(chǎn)生的理想扭矩約48～68 N/m。假設(shè)總傳動效率為80%,電機仍可為膝關(guān)節(jié)提供39～55 N/m的主動扭矩。

圖5 膝關(guān)節(jié)角度與力臂及主動傳動比關(guān)系曲線Fig.5 Functional relationship between knee angle and transmission ratio of piston force and knee torque

根據(jù)前述的步態(tài)劃分及驅(qū)動原理設(shè)計,將一個步態(tài)周期分解為四種工作模式,建立如圖6所示的水平行走有限狀態(tài)機,并給出狀態(tài)轉(zhuǎn)換的標(biāo)志。

圖6 水平行走有限狀態(tài)機Fig.6 Finite state machine controller for level walking

假肢系統(tǒng)在各個狀態(tài)的工作原理如下:

站立早期階段:主動電機關(guān)閉,旋轉(zhuǎn)閥關(guān)閉,液壓缸被鎖止,以保持站姿相位的穩(wěn)定性。

預(yù)擺動期:主動電機關(guān)閉,旋轉(zhuǎn)閥完全打開,膝關(guān)節(jié)跟隨大腿進行被動屈曲。

擺動屈曲期:主動電機關(guān)閉,膝關(guān)節(jié)繼續(xù)屈曲,旋轉(zhuǎn)閥逐漸關(guān)閉,限制進一步的過度屈曲。

擺動伸展期:旋轉(zhuǎn)閥關(guān)閉,主動電機啟動,通過柱塞泵對膝關(guān)節(jié)進行主動伸展。

主動伸展階段采用假肢及機器人系統(tǒng)常用的PD控制器[2],如式(1)、式(2)所示,主動電機轉(zhuǎn)矩跟隨膝關(guān)節(jié)角度變化,通過選取合適的控制參數(shù),實現(xiàn)擺動期的完全伸展,增加再次觸地時假肢的穩(wěn)定性。

主動電機輸出轉(zhuǎn)矩為:

(1)

驅(qū)動系統(tǒng)輸出到膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)矩為:

T=nτη

(2)

其中,kp和kd分別是控制器的比例常數(shù)和阻尼常數(shù),Δθ是假肢膝關(guān)節(jié)目標(biāo)角度與實際角度的差值,n為主動傳動比,η為總傳動效率。

此外,在突發(fā)狀況時,假肢需要保持良好的安全性。傳統(tǒng)被動假肢的擺動伸展期阻尼較低,遇到障礙物時穩(wěn)定性差,不能鎖止膝關(guān)節(jié),穿戴者易發(fā)生跌倒等危險情況。而本研究采用的控制器在不同膝關(guān)節(jié)角度時輸出的力矩是固定的,當(dāng)假肢在主動伸展階段拌到障礙物時,假肢在阻礙下停止運動,而不是增大電機電流強迫假肢實現(xiàn)完全伸展,造成二次傷害。此外,假肢在擺動伸展階段和站立早期,旋轉(zhuǎn)閥均為鎖止?fàn)顟B(tài),遇到突發(fā)狀態(tài),假肢盡管觸地時處于未完全伸展?fàn)顟B(tài),但也保持膝關(guān)節(jié)鎖止,進一步保證截肢患者的安全。

2 旋轉(zhuǎn)閥結(jié)構(gòu)設(shè)計計算與仿真分析

2.1 旋轉(zhuǎn)閥結(jié)構(gòu)設(shè)計

運動阻尼控制是膝關(guān)節(jié)假肢的關(guān)鍵問題。為了解決這一問題,研制了一種結(jié)構(gòu)簡單、性能良好的旋轉(zhuǎn)阻尼閥。從圖7可以看出,旋轉(zhuǎn)閥主要由閥套、閥芯和擋塊組成,閥芯半徑為5 mm,進、出口由閥芯表面深度為5 mm的油槽連接;在槽的兩側(cè)均勻加工了三個均壓槽,以平衡工作時產(chǎn)生的徑向力;密封元件用于將進油口、出油口和外部環(huán)境分開;在閥芯和閥套之間為間隙密封;所有組件安裝在集成塊內(nèi)。在該閥內(nèi),油槽的寬度和進出口的直徑均為3 mm,因此最大的流動面積約為7 mm2。如圖8所示,該旋轉(zhuǎn)阻尼閥具有通流面積隨旋轉(zhuǎn)角度連續(xù)線性變化的優(yōu)點,線性度為0.99538,較高的線性度能簡化控制算法。

圖7 旋轉(zhuǎn)閥結(jié)構(gòu)圖Fig.7 Structure of rotary valve

圖8 旋轉(zhuǎn)閥角度與通流面積曲線Fig.8 Curve of rotary valve angle versus flow area

2.2 旋轉(zhuǎn)閥液動扭矩仿真分析

液動扭矩是流體經(jīng)過閥時產(chǎn)生的反作用扭矩,影響閥的控制力和系統(tǒng)穩(wěn)定性,因此利用ANSYS/Fluent軟件對旋轉(zhuǎn)閥的液動扭矩進行了計算。首先對旋轉(zhuǎn)阻尼閥三維模型進行布爾運算,得到流場計算域,并在ANSYS ICEM CFD中建立網(wǎng)格模型。進出口采用六面體網(wǎng)格,閥芯采用四面體網(wǎng)格,在邊界層附近采用更精細(xì)的網(wǎng)格,提高了計算精度。如圖9所示為旋轉(zhuǎn)角度為0°時的網(wǎng)格模型。閥芯流域的表面被指定為壁面。

圖9 旋轉(zhuǎn)閥CFD網(wǎng)格模型Fig.9 CFD mesh model of rotary valve

基于健康膝關(guān)節(jié)運動[15]的生物力學(xué)數(shù)據(jù),當(dāng)100 kg使用者水平行走時,活塞的最大受力約為1500 N,液壓系統(tǒng)壓力約為5 MPa。因此,入口和出口邊界條件分別設(shè)為壓力出口,壓力出口分別為5 MPa和0 MPa。采用Standardk-ε湍流模型計算。同時,設(shè)定液壓油為不可壓縮液體,密度880 kg/m3,動態(tài)黏度0.036 kg/(m·s)。在此模擬中忽略了泄漏量、粗糙度和熱量的影響。

通過ANSYS/Fluent后處理軟件提取了不同閥芯旋轉(zhuǎn)角度下的液動扭矩的數(shù)據(jù)結(jié)果,如圖10所示。隨著旋轉(zhuǎn)閥角度的增加,液動扭矩值先快速增加,當(dāng)旋轉(zhuǎn)角度在7°～13°的范圍時趨于穩(wěn)定,最后逐漸減小。開口角度最小和最大時,液動扭矩均為0。不同角度下的最大液動扭矩值為46.2 mm,遠(yuǎn)小于閥電機的額定轉(zhuǎn)矩,旋轉(zhuǎn)閥的液動扭矩不影響閥芯控制性能。

圖10 旋轉(zhuǎn)閥角度與液動扭矩曲線Fig.10 Curve of rotary valve angle versus flow torque

3 實驗測試

3.1 被動摩擦力臺架實驗

為了評價圖1中系統(tǒng)的低被動摩擦的效果,進行了臺架實驗。如圖11所示,假肢驅(qū)動系統(tǒng)通過夾具固定在電機萬能實驗機上。測試前,驅(qū)動系統(tǒng)取下蓄能彈簧,旋轉(zhuǎn)閥開度調(diào)到最大,活塞桿處于最大伸長量位置。測試時,實驗機向下推動液壓缸活塞并記錄力和位移數(shù)據(jù)。

圖11 被動摩擦力實驗系統(tǒng)組成Fig.11 Passive friction experiment system structure

摩擦力測試結(jié)果如圖12所示。由于加工公差的關(guān)系,在活塞運動過程中,摩擦力是波動的。平均摩擦力約為3 N,轉(zhuǎn)換為在膝關(guān)節(jié)產(chǎn)生的摩擦扭矩約為0.1 N·m。低被動摩擦特性確保了假肢能跟隨大腿殘肢運動意圖進行被動屈曲的性能。

圖12 驅(qū)動系統(tǒng)被動摩擦力實驗曲線Fig.12 Passive friction test curve of drive system

3.2 截肢者水平行走實驗

邀請1例單側(cè)非血管膝上截肢患者(男性,39歲,83 kg,1.74 m)參與實驗。采集數(shù)據(jù)前,對患者進行半主動假肢適應(yīng)性訓(xùn)練,同時調(diào)整控制器參數(shù)。如圖13所示,展示了患者在一個完整步態(tài)周期的水平行走運動。測試過程中,患者以自選行走速度運動,并以100 Hz頻率收集膝關(guān)節(jié)運動角度和主動電機的電流值。上述人體實驗經(jīng)吉林大學(xué)第二醫(yī)院批準(zhǔn)(No.2021072),實驗前受試者均提供知情同意書。

圖13 截肢者佩戴假肢進行水平行走Fig.13 Amputee wears prosthesis in level walking

如圖14所示,是假肢膝關(guān)節(jié)角度在一個步態(tài)周期內(nèi)的運動角度,黑色曲線為平均值,灰色區(qū)域是標(biāo)準(zhǔn)偏差。在站立前期旋轉(zhuǎn)閥關(guān)閉,膝關(guān)節(jié)角度幾乎沒有發(fā)生變化,預(yù)擺動期和擺動屈曲期,膝關(guān)節(jié)進行被動屈曲運動,最大屈曲角度61.5±1°。參考其他主動擺動屈曲型假肢,文獻[7],文獻[9],文獻[10]的最大屈曲角度約63°,文獻[5]的最大屈曲角度約為50°。液壓半主動膝關(guān)節(jié)假肢依靠被動運動的慣性實現(xiàn)了與主動屈曲效果相當(dāng)?shù)倪\動范圍,充足的被動屈曲角度,體現(xiàn)了液壓半主動假肢的低被動摩擦的優(yōu)勢,同時,屈曲角度越大,假肢運動過程中足部離地間隙越大,行走穩(wěn)定性越高。在擺動伸展期,主動系統(tǒng)介入,通過主動電機電流,估算輸出到膝關(guān)節(jié)的主動扭矩,結(jié)果如圖15所示。在擺動伸展期,主動系統(tǒng)的高傳動比為假肢提供充足的動力輸出,驅(qū)動系統(tǒng)提供的瞬時最大轉(zhuǎn)矩超過50 N·m,平均轉(zhuǎn)矩12.2 N·m,實現(xiàn)了膝關(guān)節(jié)實現(xiàn)完全伸展,提高了擺動末期的魯棒性。

圖14 假肢膝關(guān)節(jié)角度曲線Fig.14 Knee angle curve of prosthesis

圖15 膝關(guān)節(jié)主動扭矩曲線Fig.15 Active knee torque of prosthesis

4 結(jié)論

本研究提出了一種液壓半主動膝關(guān)節(jié)假肢的總體方案,設(shè)計基于電液直驅(qū)技術(shù)的半主動驅(qū)動原理并實現(xiàn)假肢系統(tǒng)集成。開展旋轉(zhuǎn)閥的結(jié)構(gòu)設(shè)計,通過仿真分析驗證其合理性。進行臺架和人體測試,評估假肢的系統(tǒng)性能。半主動液壓膝關(guān)節(jié)假肢充分利用液壓傳動的特點,使假肢能跟隨大腿運動意圖進行被動屈曲,同時擺動伸展階段輸出大范圍的主動扭矩,有效的解決現(xiàn)有電動假肢被動低摩擦和高主動傳動比之間的不兼容問題。