常鐳民

(山西機(jī)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(jī)一體化裝置，它將人類和兩足機(jī)器人結(jié)合在一起，并利用智能的數(shù)字系統(tǒng)來控制機(jī)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(dòng)裝置[1]，使得穿戴助行器者關(guān)節(jié)活動(dòng)單一，且受到限制。為了解決當(dāng)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(yùn)動(dòng)控制，并設(shè)計(jì)了擴(kuò)展性能好、驅(qū)動(dòng)能力強(qiáng)的控制系統(tǒng)。

1 助行器動(dòng)力學(xué)分析

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

人體腿部可以被抽象地視為平面三連桿機(jī)構(gòu)[2],故建立的助行器模型如圖1所示，在此助行器機(jī)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(biāo)(各連桿的角度)為θ1、θ2和θ3，定義正方向?yàn)槟鏁r(shí)針。該模型視為由質(zhì)點(diǎn)M1、M2和M3組成的質(zhì)點(diǎn)系,構(gòu)建的動(dòng)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(dòng)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(dòng)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(biāo)準(zhǔn)，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(dòng)推桿輸出推力作為已知條件，將電動(dòng)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(yùn)動(dòng)角度，并與在VICON系統(tǒng)平臺(tái)得到的正常人體行走時(shí)腿部各關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度做比較。把上述的人體腿部模型看成被控制機(jī)構(gòu)，當(dāng)助行器模型各關(guān)節(jié)的輸出推力經(jīng)過控制器后，進(jìn)行科氏力和重力的補(bǔ)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(dòng)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(dāng)髖關(guān)節(jié)處的電動(dòng)推桿輸出推力F=600 N時(shí)，仿真結(jié)果如圖2所示；當(dāng)膝關(guān)節(jié)處的電動(dòng)推桿輸出推力為F=300 N時(shí)，仿真結(jié)果如圖3所示；當(dāng)踝關(guān)節(jié)的電動(dòng)推桿的輸出推力為F=150 N時(shí)，仿真結(jié)果如圖4所示；且滿足以上條件時(shí)，助行器模型各關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度模擬曲線與正常人體運(yùn)動(dòng)時(shí)各關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角度曲線比較時(shí)，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(jì)

助行器控制系統(tǒng)的設(shè)計(jì)包括硬件設(shè)計(jì)和軟件設(shè)計(jì)。硬件設(shè)計(jì)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(biāo)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(shí)現(xiàn)行走功能，設(shè)計(jì)的助行器智能控制系統(tǒng)由一個(gè)作為主機(jī)的ATmega128單片機(jī)和兩個(gè)作為從機(jī)的ATmega128單片機(jī)組成,主機(jī)和從機(jī)通過TWI總線通信，然后通過ATmega128單片機(jī)(從機(jī))再分別對助行器各關(guān)節(jié)的電動(dòng)推桿進(jìn)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(gè)自由度，但考慮硬件的實(shí)際驅(qū)動(dòng)能力，本文按照助行器單腿模型3個(gè)自由度設(shè)計(jì)，助行器單腿的關(guān)節(jié)模型包含3個(gè)LD3 Hall Effect電動(dòng)推桿和3個(gè)與其相對應(yīng)的霍爾傳感器元件。一個(gè)型號為LD3 Hall Effect電動(dòng)推桿的控制端口需2個(gè)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(gè)I/O端口，對于建立的單腿模型控制各關(guān)節(jié)電動(dòng)推桿就需要單片機(jī)21個(gè)I/O端口，再加上電源I/O端口以及人機(jī)界面按鍵的I/O端口等，一個(gè)單片機(jī)的I/O端口是不能滿足條件的，所以本文使用3個(gè)型號相同的單片機(jī)，PC機(jī)和單片機(jī)(主機(jī))之間采用USART異步串行通信方式，單片機(jī)(從機(jī))與單片機(jī)(主機(jī))間采用TWI總線的通信方式，以此來接收PC上位機(jī)已驗(yàn)證過的程序然后傳達(dá)到各關(guān)節(jié)的動(dòng)力機(jī)構(gòu)。

3 結(jié)語

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

參考文獻(xiàn)：

[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(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)與分析[D].天津：天津科技大學(xué)，2012：28.

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