膝關節康復機械腿的擺動控制研究

摘要：近年來，“按需輔助”對康復外骨骼實施控制的阻抗控制方法廣泛應用于康復機器人系統中。部分研究表明膝關節外骨骼機械腿對穿戴者的運動能實現較好的運動跟隨。因此，文章結合相關案例資料進行了機械腿擺動控制實驗分析。

關鍵詞：膝關節;康復機械腿;擺動控制

1.案例資料

筆者對一名身高174cm，體重59kg，年齡26歲的上班族進行穿戴擺動實驗研究，擺動實驗參數設置如表1所示。其中，τi—人機交互力矩;τa—穿戴者的人體力矩估算;τnet—導納模型力矩;qref—輸出為關節參考角度;τm—電機驅動力矩;vm—輸出為電機轉動速度;vs—外骨骼機械腿轉動速度;θm—伺服電機的轉動角度;q^—狀態估算軌跡;vs—外骨骼機械腿轉動角速度;ω0—轉動角加速度截止頻率;I0—可調放大系數后;Im—電機輸出軸轉動慣量;Is—外骨骼驅動系統輸出的轉動慣量;kc—彈簧彈性系數;bc—阻尼器阻尼系數;Ie—膝關節外骨骼機械腿的轉動慣量;Ih—穿戴者腿部的轉動慣量;S—扭矩傳感器的安裝點處;τm—外骨骼的驅動力矩;τs—扭矩傳感器檢測力矩;θm—電機輸出角度，速度為vm;θs—膝關節外骨骼機械腿擺動角度，速度為vs

2.具體實驗分析

在擺動過程中，試驗者的擺動頻率ω盡量穩定在2rad/s（0.3Hz）附近，膝關節擺動過程中的角度、角速度及角加速度如圖1所示。

結合圖1中關節信息，基于自適應頻率振蕩器，得到人體關節力矩τ^h（t）與重構的τh，rec（t），人體關節力矩τ^h（t）與重構的τh，rec（t）如圖2所示。

從圖2中可看出，重構的關節力矩τh，rec（t）能較好的跟蹤估算的人體關節力矩，從而獲得膝關節外骨骼的助力力矩。

在實際的康復擺動過程中，穿戴者在開始的擺動階段主動性較差;經過一段時間訓練后具有了較為主動的擺腿運動;但經過一段時間的全力運動后，穿戴者由于疲勞，其主動擺動減緩。基于這種實際，康復運動中擺動腿的擺動頻率先慢￣后快￣再變慢的運動特征，為了模擬實際的康復運動進行實驗，筆者設置機械腿的擺動頻率為：從2rad/s（0.32Hz）變到2.6rad/s（0.41Hz），再到2rad/s（0.32Hz）。

在頻率由2rad/s變到4rad/s后，慣量補償力矩幅值明顯降低，而在人腿降低擺動頻率后（由4rad/s變到2rad/s），慣量補償力矩幅值又明顯增加，導納模型的輸入力矩τnet也有相同的變化趨勢。慣量補償力矩這種隨著擺動頻率增加呈現的幅值減小的趨勢與實際需求相一致，因為當人腿主動運動意識不太強烈時，人腿會成為機械腿的運動阻力，控制系統增加慣量補償，提供較大的助力補償實現人機系統的擺動運動;當人腿擺動意識增強，擺動頻率增加時，機械腿與人腿相配合，降低慣量補償，發揮穿戴者的運動主動性，實現有效的康復鍛煉。

從圖4還可以看出：根據基于自適應頻率振蕩器生成的助力力矩τa值與關節角度值在相位上有較好的一直性，從而驗證了控制方法實施的有效性。為了評價控制系統對穿戴膝關節外骨骼后的康復助力的有效性，筆者進行了助力效果評價的實驗研究。筆者采用分析穿戴膝關節外骨骼前后穿戴者的腿部肌電信號變化的方法，對兩名健康的男性實驗者分別進行有無外骨骼機械腿輔助下的腿部擺動實驗。實驗者腿部通過綁縛裝置與外骨骼連接，然后進行跟隨擺動實驗，分別記錄腿部擺動時股二頭肌和股四頭肌的肌電原始信號，并對信號進行均方根植（rootmeansquare，RMS）分析。

實驗結果顯示：在輔助模式下EMG幅度顯著減小，表明膝關節外骨骼對穿戴者實現了有效助力。

3.小結

綜上所述，根據實際康復運動中擺動腿的擺動頻率先慢￣后快￣再變慢的運動特征，筆者進行了膝關節康復機械腿的實驗，實驗結果表明：外骨骼機械腿能模擬康復運動模式，實現較好的擺腿運動。

參考文獻

[1]劉棣斐，唐志勇，裴忠才.基于導納原理的下肢外骨骼擺動控制[J].北京航空航天大學學報，2015，41（6）：1019￣1025.

作者簡介

姓名：宋寶強?性別：男（1984年9月）?學歷：本科（沈陽航空航天大學，機械設計及其自動化專業）?職務：機械設計師?工作單位：遼寧雙星脊柱梳理科技股份有限公司?身份證號碼：210105********4610

遼寧沈陽?110034