常鐳民

(山西機電職業(yè)技術(shù)學(xué)院，山西 長治 046011)

0 引言

助行器是能夠讓人們穿戴行走的人機一體化裝置，它將人類和兩足機器人結(jié)合在一起，并利用智能的數(shù)字系統(tǒng)來控制機械裝置，促使下肢癱瘓者正常行走。目前大多國內(nèi)外研究的助行器的單腿只在髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)處安裝驅(qū)動裝置[1]，使得穿戴助行器者關(guān)節(jié)活動單一，且受到限制。為了解決當前研究中的不足，本文提出了助行器控制系統(tǒng)中的多軸協(xié)同運動控制，并設(shè)計了擴展性能好、驅(qū)動能力強的控制系統(tǒng)。

1 助行器動力學(xué)分析

通過對人體腿部模型分析，建立助行器機械結(jié)構(gòu)的三維模型，然后對模型進行動力學(xué)分析，為助行器智能控制系統(tǒng)的設(shè)計提供相對應(yīng)的支撐，使下肢癱瘓者在穿戴助行器時可以達到正常人實際行走的效果。

人體腿部可以被抽象地視為平面三連桿機構(gòu)[2],故建立的助行器模型如圖1所示，在此助行器機械結(jié)構(gòu)模型的基礎(chǔ)上建立拉格朗日方程。

圖1 助行器模型

在圖1中，各關(guān)節(jié)的連桿長度為L1、L2和L3，質(zhì)量為M1、M2和M3，轉(zhuǎn)矩為T1、T2和T3；本文把連桿質(zhì)量都視為集中在各桿的重心上，d1、d2和d3為各連桿重心的位置，其廣義坐標(各連桿的角度)為θ1、θ2和θ3，定義正方向為逆時針。該模型視為由質(zhì)點M1、M2和M3組成的質(zhì)點系,構(gòu)建的動力學(xué)方程為：

其中：Dii為第i(1,2,3)關(guān)節(jié)的等效轉(zhuǎn)動慣量；Dij為關(guān)節(jié)i(1,2,3)和關(guān)節(jié)j(1,2,3)的耦合轉(zhuǎn)動慣量；Dijj為向心力系數(shù)；Diik、Dijk為科氏力系數(shù)；Di為關(guān)節(jié)i重力系數(shù);Q1為髖關(guān)節(jié)力矩;Q2為膝關(guān)節(jié)力矩;Q3為踝關(guān)節(jié)力矩。

按照GB10000—88中國正常成年人體尺寸國家標準，在此次助行器模型中，選取正常成年男子18歲～60歲年齡中的人體百分位中的第五十百分位數(shù)據(jù)作為參考依據(jù)，助行器模型的參數(shù)如表1所示。

表1 助行器模型參數(shù)

助行器智能控制系統(tǒng)首先是以LD3 Hall Effect型電動推桿輸出推力作為已知條件，將電動推桿不同值的推力輸入到助行器的力—位置閉環(huán)控制系統(tǒng)，仿真得出各關(guān)節(jié)的運動角度，并與在VICON系統(tǒng)平臺得到的正常人體行走時腿部各關(guān)節(jié)的運動角度做比較。把上述的人體腿部模型看成被控制機構(gòu)，當助行器模型各關(guān)節(jié)的輸出推力經(jīng)過控制器后，進行科氏力和重力的補償，最后助行器模型輸出各關(guān)節(jié)角度模擬曲線。

通過建立動力學(xué)方程組，利用軟件MATLAB中的Simulink模塊搭建助行器智能控制系統(tǒng)仿真模型，以此來研究人體關(guān)節(jié)模型的角度。

當髖關(guān)節(jié)處的電動推桿輸出推力F=600 N時，仿真結(jié)果如圖2所示；當膝關(guān)節(jié)處的電動推桿輸出推力為F=300 N時，仿真結(jié)果如圖3所示；當踝關(guān)節(jié)的電動推桿的輸出推力為F=150 N時，仿真結(jié)果如圖4所示；且滿足以上條件時，助行器模型各關(guān)節(jié)的運動角度模擬曲線與正常人體運動時各關(guān)節(jié)運動角度曲線比較時，產(chǎn)生的誤差最小。

圖2髖關(guān)節(jié)的角度追蹤仿真曲線圖3膝關(guān)節(jié)的角度追蹤仿真曲線圖4踝關(guān)節(jié)的角度追蹤仿真曲線

2 助行器控制系統(tǒng)的設(shè)計

助行器控制系統(tǒng)的設(shè)計包括硬件設(shè)計和軟件設(shè)計。硬件設(shè)計是建立助行器智能控制系統(tǒng)的基礎(chǔ)，屬于智能控制系統(tǒng)的底層結(jié)構(gòu)。

助行器的控制目標是使穿戴助行器的下肢癱瘓者可以象正常人一樣行走[3]。為了使穿戴助行器的人可以按照規(guī)定軌跡來實現(xiàn)行走功能，設(shè)計的助行器智能控制系統(tǒng)由一個作為主機的ATmega128單片機和兩個作為從機的ATmega128單片機組成,主機和從機通過TWI總線通信，然后通過ATmega128單片機(從機)再分別對助行器各關(guān)節(jié)的電動推桿進行控制，如圖5所示。

圖5 助行器總體控制方案

正常人體的單腿包含5個自由度，但考慮硬件的實際驅(qū)動能力，本文按照助行器單腿模型3個自由度設(shè)計，助行器單腿的關(guān)節(jié)模型包含3個LD3 Hall Effect電動推桿和3個與其相對應(yīng)的霍爾傳感器元件。一個型號為LD3 Hall Effect電動推桿的控制端口需2個I/O端口，而與其相對應(yīng)的霍爾傳感器元件的控制端需5個I/O端口，對于建立的單腿模型控制各關(guān)節(jié)電動推桿就需要單片機21個I/O端口，再加上電源I/O端口以及人機界面按鍵的I/O端口等，一個單片機的I/O端口是不能滿足條件的，所以本文使用3個型號相同的單片機，PC機和單片機(主機)之間采用USART異步串行通信方式，單片機(從機)與單片機(主機)間采用TWI總線的通信方式，以此來接收PC上位機已驗證過的程序然后傳達到各關(guān)節(jié)的動力機構(gòu)。

3 結(jié)語

本設(shè)計將模塊化和功能分解的思想應(yīng)用到動力式助行器的控制系統(tǒng)設(shè)計中，且通過ATmega128單片機的TWI總線通信控制多自由度協(xié)同運動，從而解決了智能控制器I/O端口不足的問題，同時也利用助行器智能控制系統(tǒng)硬件系統(tǒng)和軟件資源，實現(xiàn)了3個ATmega128單片機之間通過TWI總線通信,從而實現(xiàn)了對多自由度機械結(jié)構(gòu)的協(xié)同運動控制。

參考文獻：

[1] 劉志娟.多自由度下肢外骨骼控制系統(tǒng)研究[D].杭州：浙江大學(xué)，2011：1-18.

[2] 楊喜飛.助力式下肢外骨骼機構(gòu)設(shè)計與分析[D].天津：天津科技大學(xué)，2012：28.

[3] 常鐳民.動力式助行器的控制系統(tǒng)設(shè)計[D].天津：天津科技大學(xué)， 2013：14-15.