重力勢能鎖止型外骨骼設計及其效能評價*

曹恩國，高 陽，王 剛，胡偉峰，曹 毅

(1. 江南大學 設計學院， 江蘇 無錫 214122； 2. 江南大學 機械工程學院， 江蘇 無錫 214122)

目前，外骨骼機器人已經(jīng)成為國內(nèi)外各科研機構的研究熱點[1-2]。下肢外骨骼是一種可穿戴的機械裝置，為穿戴者提供支撐、保護和助行等幫助[3-4]。外骨骼按照動力源可分成主動式和被動式兩類：主動式外骨骼需要外部能源提供能量，如BLEEX[5-6]、ReWalk[7-8]、HAL[9]等，整體重量較大，結構較復雜，電池電量耗盡后將嚴重阻礙人體的運動；被動式外骨骼不需要外部能源的驅動，依靠機械外骨骼自身的傳動機構來實現(xiàn)助力。比利時根特大學運動科學系的研究表明踝關節(jié)跖屈所需的力量可以從膝關節(jié)伸展減速運動中回收，該團隊設計的被動式外骨骼可以減少穿戴者(6±2)%的行走能量消耗，但該外骨骼不能移動[10]。美國特拉華大學開發(fā)出了一種“重力平衡”被動式外骨骼，這種外骨骼可以在整個步態(tài)范圍內(nèi)卸載掉下肢關節(jié)的負重，穿戴外骨骼條件下的平均肌電描記(ElectroMyoGraphy, EMG)峰值約為不穿戴外骨骼條件下的25%[11]。澳大利亞國防科技組織研發(fā)的被動式外骨骼的柔性電纜系統(tǒng)可以將66%的負重直接傳遞到地面[12]。美國卡內(nèi)基梅隆大學設計了一款被動式外骨骼，通過棘輪結構和彈簧收集小腿拉伸與收縮的能量用于行走過程助力，但只能降低7.2%的能量消耗[13]。綜上所述，現(xiàn)存被動式外骨骼在負重方面表現(xiàn)出色，但在步行輔助中存在助力效果不明顯等缺陷。本研究開發(fā)了一種基于重力勢能鎖止的下肢外骨骼，利用行走過程中人體整體重力勢能損失作為驅動能源，并制作了能量轉換裝置，將重力勢能“轉移”到擺腿所用的動能，這樣只需較小的儲能行程就可以為擺腿提供較大的助力行程與能量輔助，從而達到輔助步行的目的。該設計具有重量輕、成本低、與人體匹配度高等優(yōu)點，并通過實驗驗證了該外骨骼樣機的助力性能。

1 外骨骼設計與分析

1.1 外骨骼原理設計與機構設計

如圖1所示，人體按照正常步態(tài)行走時，單個步態(tài)周期可分為支撐相和擺動相。從首次觸地期到支撐相末期，人的單腳從懸空到與地面接觸，重力勢能與肢體動能做功，直到重力勢能降到最低。從擺動相前期到擺動相末期，人體依靠自身肌肉和慣性完成下肢屈曲動作。根據(jù)哈佛大學學者Mochon和McMahom對人類行走過程中擺動腿的研究得出，人體支撐腿與擺動腿的運動狀態(tài)類似于倒立雙擺[14]。因此，本設計將助力機構放置在髖關節(jié)處，在支撐相儲存重力勢能與動能做功，減少觸地時對各關節(jié)造成的沖擊，在擺動相釋放存儲的能量提升大腿以達到輔助行走的效果，在擺動過程中膝關節(jié)的運動主要靠擺腿的慣性實現(xiàn)運動輔助。

圖1 人體步態(tài)Fig.1 Human gait diagram

根據(jù)以上分析，設計了一款被動式下肢外骨骼，其基本結構和零部件如圖2所示。此外骨骼模型通過曲柄滑塊機構實現(xiàn)彈簧垂直位移與髖關節(jié)旋轉的轉化，且保持了較好的傳動角[15]。通過大小鏈輪傳動實現(xiàn)行程的放大，將較小的彈簧伸縮量轉化為足夠大的髖關節(jié)擺腿角度；通過足部換向機構實現(xiàn)行程的放大，保證了踩踏舒適；通過棘輪、棘爪實現(xiàn)助力的傳動鎖定，通過擺盤機構實現(xiàn)傳動鎖定的自動控制，并通過滑輪與牽引鋼絲實現(xiàn)彈簧伸縮行程的倒置。整體模型在髖關節(jié)、膝關節(jié)、踝關節(jié)處設定了三個旋轉自由度，髖關節(jié)的運動范圍為-10°～50°，膝關節(jié)與踝關節(jié)運動范圍不限制，雙腿外骨骼總質量為2.85 kg。

(a) 總體裝配示意(a) Schematic diagram of general assembly

(b) 傳動鎖定機構示意(b) Schematic diagram of transmission and locking mechanism圖2 外骨骼零部件示意Fig.2 Schematic diagram of exoskeleton components

1.2 外骨骼助力過程及關鍵步態(tài)分析

如圖3(a)、圖3(e)所示，穿戴外骨骼模型行走，在支撐相前期足底觸及地面后，進入儲能階段，在支反力FN的作用下鋼絲的拉力F1將彈簧拉伸，曲柄做逆時針運動。在儲能階段末期，當人體處于支撐相中后期時，腳面與地面完全接觸，此時髖關節(jié)的運動角度為-10°，隨大腿桿一起運動的擺盤，在其上柱體B的推動力作用下，將棘爪扣合在棘輪的輪齒中，鏈傳動失效，與大鏈輪相連接的曲柄處于最上方的極限位置，系統(tǒng)進入釋能階段開始輔助抬腿。

如圖3(b)、圖3(f)所示，在助力階段中，彈簧逐漸縮短，釋放能量為髖關節(jié)助力。棘輪和棘爪處于扣合狀態(tài)，鏈傳動的失效導致曲柄在這個過程中處于靜止狀態(tài)，連桿的下端點在彈簧的拉力F2作用下相對于大腿桿做直線運動。這個過程中連桿繞其上端點做逆時針轉動，連桿在彈簧導套側面施加力來助力抬腿過程。

如圖3(c)、圖3(g)所示，當助力過程結束時，髖關節(jié)運動角度為50°，隨大腿桿一起運動的擺盤在其后面柱體A的推動力作用下，將棘爪和棘輪打開，鏈傳動恢復工作，此時彈簧處于原長，大腿處于步態(tài)最高位置。

如圖3(d)、圖3(h)所示，釋能過程結束后，步態(tài)將進入過渡階段，髖關節(jié)開始做順時針轉動，小腿在慣性的作用下繼續(xù)做逆時針轉動。此階段棘爪和棘輪處于打開狀態(tài)，鏈傳動恢復工作，在腳面觸及地面之前，曲柄伴隨著大鏈輪做順時針轉動。直到足底再次觸及地面后，開始儲能階段，進入下一次步態(tài)循環(huán)。

圖3 外骨骼工作過程Fig.3 Working process of exoskeleton

2 基于Adams的外骨骼動力學分析

2.1 Adams仿真預處理

Adams是一款強大的動力學仿真軟件，復雜模型需要先在其他建模軟件中建立，再導入仿真，本研究模型可以在本軟件內(nèi)直接建立，并按照如下步驟設置：設置背景網(wǎng)格參數(shù)及重力參數(shù)；將人體上肢簡化為大地參考系下的固定端；將連桿的連接部分均設置為轉動副；添加各部分質量參數(shù)，例如穿戴外骨骼時大腿部分質量應設置為大腿質量與大腿桿質量之和；將各個轉動副驅動數(shù)據(jù)導入，將各個關節(jié)對應的角位移添加至轉動副上；將足部所受摩擦力及支持力導入；設置仿真時長為1.3 s，仿真步數(shù)為500。完成后外骨骼動力學模型如圖4所示，動力學模型參數(shù)如表1所示。

圖4 外骨骼動力學模型Fig.4 Dynamic model of exoskeleton

表1 外骨骼動力學模型參數(shù)

2.2 仿真結果與分析

此外骨骼的傳動系統(tǒng)主要針對髖關節(jié)的運動，并不涉及膝關節(jié)和踝關節(jié)的助力，且髖關節(jié)助力并不會影響到膝關節(jié)、踝關節(jié)的力矩和功率，因此僅計算了髖關節(jié)的力矩和功率變化曲線。將動力學模型的參數(shù)導入Adams中，得到髖關節(jié)力矩和髖關節(jié)功率變化如圖5～10所示。

如圖5、圖6所示，通過對比兩個階段發(fā)現(xiàn)，在儲能階段，無外骨骼下肢的髖關節(jié)峰力矩要小于穿戴外骨骼時的髖關節(jié)峰力矩，而在釋能階段，穿戴外骨骼的髖關節(jié)峰力矩則小于無外骨骼下肢的髖關節(jié)峰力矩，且釋能階段穿戴外骨骼對于髖關節(jié)峰力矩的積極作用大于在儲能階段的消極作用。如圖7所示，通過對比無外骨骼下肢的髖關節(jié)峰力矩總量和穿戴外骨骼髖關節(jié)峰力矩總量，可以發(fā)現(xiàn)峰力矩有了23.43%的下降。

圖5 儲能階段髖關節(jié)力矩對比Fig.5 Comparison of hip joint torque in energy storage stage

圖6 釋能階段髖關節(jié)力矩對比Fig.6 Comparison of hip joint torque in energy release stage

圖7 髖關節(jié)峰力矩對比總圖Fig.7 Total comparison of hip joint peak torque

圖8 儲能階段髖關節(jié)功率對比Fig.8 Comparison of hip joint power in energy storage stage

圖9 釋能階段髖關節(jié)功率對比Fig.9 Comparison of hip joint power in energy release stage

圖10 髖關節(jié)做功對比總圖Fig.10 Total comparison of hip joint work

如圖8、圖9所示，通過對比兩個階段發(fā)現(xiàn)，在儲能階段，無外骨骼下肢的髖關節(jié)做功量要小于穿戴外骨骼時的髖關節(jié)做功量，而在釋能階段，穿戴外骨骼的髖關節(jié)做功量則小于無外骨骼下肢的髖關節(jié)做功量，且釋能階段穿戴外骨骼對于髖關節(jié)做功的積極作用大于在儲能階段的消極作用。如圖10所示，通過對比無外骨骼下肢的髖關節(jié)做功總量和穿戴外骨骼髖關節(jié)做功總量，可以發(fā)現(xiàn)做功總量有了30.59%的下降。

3 外骨骼實驗分析

3.1 外骨骼性能測試標準

以往學者提出了多個外骨骼效能變化的測試標準：MacGregor等驗證了被動外骨骼在平均行走速度下的行動能力提升[16]，通過標準化手段確定了行走速度與心率之間的關系，這種方法也被稱為生理消耗指數(shù)(Physiological Cost Index， PCI)；在文獻[17]中，作者通過平均行走速度和PCI確定被動式外骨骼在行走過程中對于行動能力的提升，并且測量了氧氣消耗水平(發(fā)現(xiàn)了氧氣消耗法和PCI方法在能量消耗測量上具有很高的相關性)；Isakov等[18]提出了一種FES-aided步行系統(tǒng)，通過測試步態(tài)數(shù)據(jù)和平均速度來測試行動能力；Kobetic等[19]介紹了一種叫作hybrid-FES的系統(tǒng)，可以通過提供平均速度、心率和血壓變化、氧氣消耗和二氧化碳呼出以及髖部和膝蓋角度變化的動力學數(shù)據(jù)來描述腿部行動能力。直到最近，Esquenazi等[20]采用了兩種標準化手段——十米步行測試(Ten-Meter Walk Test, 10MWT)實驗以及六分鐘步行測試(Six-Minute Walk Test,6MWT)實驗來測試截癱患者在使用外骨骼情況下的行走能力，記錄了心率和血壓的變化，但是并沒有將這些測試手段結合起來。Farris等[21]通過將多種標準化手段結合站起行走計時(Time Up-and-Go,TUG)實驗、10MWT實驗以及6MWT實驗，較為全面地得到了患者在穿戴兩款外骨骼下的行動能力。

測試行走能力主要通過監(jiān)測行走過程中的速度、距離和PCI兩種手段。本文將從多個角度來描述測試者的行動能力，共采取三組測試，分別為TUG實驗、6MWT實驗以及上坡步行測試(Up Hill Test,UHT)，實驗環(huán)境如圖11所示。在衡量行走消耗的指標中，氧氣消耗被認為是一種較為完善的手段，然而需要很高的實驗成本。因此，有人提出基于心率變化來測試能量消耗的方法，其中較為經(jīng)典的分別是文獻[22]中提到的總心率指數(shù)(Total Heart Beats Index, THBI)及在文獻[16]中提到的PCI。THBI與氧氣消耗具有高相關性，PCI相比THBI而言其對于氧氣消耗的相關性略微下降，但THBI要求在行走過程中不間斷地獲取心率數(shù)據(jù)，而PCI只需要測量休息狀態(tài)下的和運動后的運動心率，對于測試環(huán)境的適應性更好[23]。因此，本研究采用PCI標準測試方法，測試者需要測量試驗前的心率P1(beats/min)和試驗后的心率P2(beats/min)，以及平均速度v(m/min)，PCI可以由下列方程得到：

(a) TUG實驗(a) TUG experiment(b) 6MWT實驗(b) 6MWT experiment(c) UHT實驗(c) UHT experiment圖11 實驗環(huán)境Fig.11 Experiment environment

(1)

3.2 實驗測試流程

5名來自江南大學機械工程學院的健康測試者(年齡25±2歲，身高172±5 cm，體重72±4 kg)加入了此次實驗，在測試之前1 h首先讓測試者熟悉下肢外骨骼的使用方法，然后分別進行不穿戴外骨骼和穿戴外骨骼的運動實驗，首先進行TUG測試，然后進行6MWT測試，最后進行UHT測試。采用華為運動手環(huán)測量記錄受試者的心率。

3.2.1 TUG測試流程

TUG測試標準如下所述：選擇無坡度水平地面作為測試環(huán)境，在起點設置椅子，并在距離15 m的位置上標記轉折點，測試者聽到指令后在起點由坐姿站起，并以舒適的速度走向轉折點，到達后轉身走回起點，往返共30 m，實驗結束后記錄下完成的總時間。為了標準化測試，每次測試都在靜息心率時記錄心率并開始，完成任務后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時各完成3次有效測試，在測試過程中遇到未獲取到心率的情況則視為無效測試。TUG測試主要考察測試者完成日常組合運動的能力。

3.2.2 6MWT測試流程

6MWT測試標準如下所述：選擇無坡度的水平地面作為測試環(huán)境，測試者聽到指令后開始，并以盡可能快的速度行走，到達6 min時停止，實驗結束后記錄下完成的總距離。為了標準化測試，每次測試都在靜息心率時記錄心率并開始，完成任務后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時各完成3次有效測試。6MWT測試主要考察測試者持續(xù)步行的運動能力。

3.2.3 UHT測試流程

UHT測試標準如下所述：選擇江南大學曲水橋作為測試環(huán)境，橋底起點與橋頂終點之間距離為80 m，高度差為8 m，測試者聽到指令后開始，并以盡可能快的速度行走，到達終點后停止，實驗結束后記錄下完成的總時間。為了標準化測試，每次測試都在靜息心率時記錄心率并開始，完成任務后15 s再次記錄心率。測試者在未穿戴和穿戴外骨骼時各完成3次有效測試。UHT測試主要考察測試者上坡步行的運動能力。

3.3 測試結果與討論

對于測試結果，在三個方面進行討論，分別是運動能力、心率以及能量消耗，本文使用了SPSS 2.0版本的配對樣本t檢驗，并以95%的置信級別來確保每組測試的差異在統(tǒng)計學上是顯著的(p>0.05時差異不顯著，p<0.05時差異顯著)。

3.3.1 運動能力

如表2所示，將TUG和UHT測試的完成時間、6MWT測試的行走距離作為檢測運動能力的測試標準，記錄了各組的測試數(shù)據(jù)平均值以及標準差。其中TUG測試時間未通過顯著性測試，其原因可能在于TUG測試動作較為復雜，測試者在動作轉換時會受到外骨骼結構的影響，從而抵消了外骨骼帶來的運動能力的提升。在6MWT測試中，測試者的運動能力有了5.29%的提升，且通過了顯著性測試，證明了外骨骼在連續(xù)平地運動中的有效性。在UHT測試中，測試者完成運動的時間降低了1.21%，但是未通過顯著性測試，其原因可能在于測試者需要完成上坡動作，外骨骼的自重影響了對運動能力的提升。

3.3.2 心率

將運動后15 s的心率和休息狀態(tài)心率的差值作為研究心率變化情況的標準，是否穿戴外骨骼的心率變化如表3所示，結果表明在TUG、6MWT和UHT測試中，在穿戴外骨骼時心率差分別有4.5%、3.3%和9.4%的下降，其中TUG和6MWT測試結果未通過顯著性測試，其原因可能是這兩種運動劇烈程度較低，助力效果帶來的心率差降低不顯著。UHT測試結果通過了顯著性測試，其原因可能是上坡路況運動程度更劇烈，助力效果帶來的心率差降低更加顯著。

表2 運動能力測試平均值及標準差總覽表

表3 心率差平均值及標準差總覽表

3.3.3 能量消耗

將PCI作為能量消耗的標準，表4中展示了是否穿戴外骨骼的測試數(shù)據(jù)。結果表明在TUG測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗下降了2.9%，但是未通過顯著性測試，其原因可能在于TUG測試動作較為復雜且劇烈程度較低，測試者在動作轉換時會受到外骨骼結構的影響，降低了外骨骼的效果。在6MWT測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗降低了8.1%，且通過了顯著性測試；在UHT測試中，穿戴外骨骼的情況下能量消耗下降了10.4%，且結果通過了顯著性測試。這說明在UHT和6MWT測試中，穿戴外骨骼能夠顯著降低能量消耗。

表4 能量消耗平均值及標準差總覽表

4 結論

本研究設計了一款被動式下肢外骨骼，將重力勢能轉化為行走過程中的動能，并分析了儲能和釋能兩個過程中的機構傳動以及能量轉換。通過外骨骼動力學分析，得到髖關節(jié)峰力矩總量在穿戴外骨骼時比不穿戴外骨骼時降低了23.43%，髖關節(jié)做功總量在穿戴外骨骼時比不穿戴外骨骼時降低了30.59%，初步驗證了外骨骼的效果。為了驗證外骨骼的實際使用效果，分別進行了短距離動作轉換TUG測試、上坡行走UHT測試以及長時間連續(xù)行走6MWT測試。實驗結果表明，穿戴外骨骼對于短距離動作轉換未產(chǎn)生顯著效果, 但在長時間行走中降低了8.1%的能量消耗，在上坡行走中降低了10.4%的能量消耗。