本申請(qǐng)總體涉及外骨骼，并且更具體地，涉及用于設(shè)計(jì)外骨骼控制器的控制設(shè)計(jì)框架，其中所述外骨骼控制器阻止人體運(yùn)動(dòng)以造成運(yùn)動(dòng)減小及扭矩放大。

背景技術(shù)：

外骨骼為可穿戴機(jī)械設(shè)備，其可具有和人體的運(yùn)動(dòng)學(xué)構(gòu)造相似的運(yùn)動(dòng)學(xué)構(gòu)造并且所述運(yùn)動(dòng)學(xué)構(gòu)造能夠跟隨使用者的肢體運(yùn)動(dòng)。有動(dòng)力的外骨骼可設(shè)計(jì)為產(chǎn)生接觸力以協(xié)助使用者執(zhí)行運(yùn)動(dòng)任務(wù)。在過(guò)去，對(duì)于外骨骼的研究大部分聚焦于為人的肢體提供助力，這種助力可以潛在地使人用更小的力量承擔(dān)載荷(H.Kazerooni and R.Steger,“Berkeley lower extremity exoskeleton”,ASME J.Dyn.Syst.，Meas.，Control,vol.128,pp.14-25.2006.)以及(L.M.Mooney,E,J.Rouse及H.M.Herr,“Autonomous exoskeleton reduces metabolic cost of human walking during load carriage”，Journal of Neuroengineering and Rehabilitation,vol.11,no.80.2014.)；行走得更快(S.Lee and Y.Sankai,“Virtual impedance adjustment in unconstrained motion for an exoskeletal robot assisting the lower limb”，Advanced Robotics,vol.19,no.7,pp.773-795,2005.)以及(G.S.Sawicki and D.P.Ferris,“Mechanics and energetics of level walking with powered ankle exoskeletons”),J.Exp.Biol.,vol.211，no.Pt.9,pp.1402-1413,2008.)以及向關(guān)節(jié)提供扭矩助力(J.E.Pratt，B.T.Krupp，C.J.Morse，及S.H.Collins,“The RoboKnee:An exoskeleton for enhancing strength and endurance during walking”,Proc.IEEE Int.Conf.Robotics and Automation(ICRA),2004,pp.2430-2435.)以及(K.E,Gordon,C.R.Kinnaird及D.P,Ferris,“Locomotor adaptation to a soleus emg-controlled antagonistic exoskeleton”J.NeurophysioL.,vol.109，no.7，pp.1804-1814,2013.)。

外骨骼可被用于對(duì)人的運(yùn)動(dòng)提供阻力。通過(guò)對(duì)人的運(yùn)動(dòng)提供阻力，外骨骼可被用于鍛煉和復(fù)健應(yīng)用。上身外骨骼的阻力訓(xùn)練在過(guò)去已有采用。(Z.Song和Z.Wang,“Study on resistance training for upper-limb rehabilitation using an exoskeleton device”,Proc.IEEE Int’l Conf.Mechatronics and Automation,2013,pp.932-938.)；(Z.Song,S.Guo,M.Pang,S.Zhang,N.Xiao,B.Gao及L.Shi,“Implementation of resistance training using an upper-limb exoskeleton rehabilitation device for elbow joint”J.Med.Bio.Engg.，vol.34，no.2，pp.188—196，2014.)和(T.-M.Wu和D.-Z.Chen,“Biomechanical study of upper-limb exoskeleton for resistance training with three-dimensional motion analysis system”，J.Rehabil.Res.Dev.,vol.51,no.1,pp.111-126，2014)。可阻止人的運(yùn)動(dòng)的上身外骨骼以及在抑制震顫上的應(yīng)用已被用于復(fù)健(E.Rocon及J.L.Pons，Exoskeletons in Rehabilitation Robotics:Tremor Suppression.Springer Tracts in Advanced Robotics,2011,pp.67-98。2013年，NASA引進(jìn)了X1外骨骼((2013)Nasa's xl exoskeleton.http://www.nasa.gov/offices/oct/home/feature exoskeleton.html)。X1外骨骼能夠?qū)ν戎械年P(guān)節(jié)提供助力以及阻力。X1外骨骼可被用作可在宇航員在太空期間改善宇航員健康的鍛煉設(shè)備，也可被用于復(fù)健應(yīng)用。

即使此前在外骨骼設(shè)計(jì)和實(shí)施上已經(jīng)投入很多精力，仍然需要一種有阻力性外骨骼控制設(shè)計(jì)框架，其提供外骨骼控制參數(shù)以得到理想的阻力。因此，仍需一種能夠克服上述不足的系統(tǒng)和方法。所述系統(tǒng)和方法可提供一種阻力性外骨骼控制設(shè)計(jì)框架，其提供外骨骼控制參數(shù)以得到理想的阻力，同時(shí)保證所得到的聯(lián)接系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)是穩(wěn)定和被動(dòng)的。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

根據(jù)一個(gè)實(shí)施方式，公開(kāi)了一種阻力性外骨骼控制系統(tǒng)。所述控制系統(tǒng)具有控制器，所述控制器對(duì)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納進(jìn)行整形，其中對(duì)于有意義的理想頻率所述積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度較自然人體關(guān)節(jié)的頻率響應(yīng)幅度低，并且所述控制器在有意義的理想頻率上產(chǎn)生約為零的助力比。

根據(jù)一個(gè)實(shí)施方式，公開(kāi)了一種阻力性外骨骼控制系統(tǒng)。所述阻力性外骨骼控制系統(tǒng)具有控制器，所述控制器對(duì)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納進(jìn)行整形，其中對(duì)于有意義的理想頻率，所述積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度較自然人體關(guān)節(jié)的頻率響應(yīng)幅度低并且所述控制器產(chǎn)生約為零的助力比，其中所述控制器是穩(wěn)定且被動(dòng)的。

根據(jù)一個(gè)實(shí)施方式，公開(kāi)了一種阻力性外骨骼控制系統(tǒng)。所述阻力性外骨骼控制系統(tǒng)具有控制器，所述控制器在理想頻率范圍上通過(guò)對(duì)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納進(jìn)行整形來(lái)產(chǎn)生正阻力以及約為零的助力，其中所述控制器是穩(wěn)定且被動(dòng)的。

附圖說(shuō)明

在以下說(shuō)明中，在整個(gè)說(shuō)明書(shū)和附圖中相似的部分以相同附圖標(biāo)記分別標(biāo)示。附圖并不一定按比例繪制，某些附圖可以以夸大的或概括的形式示出，以利于清晰和簡(jiǎn)明。然而，當(dāng)結(jié)合附圖閱讀時(shí)，參照以下對(duì)示出實(shí)施方式的詳細(xì)描述可最佳地理解所公開(kāi)的內(nèi)容本身以及優(yōu)選使用模式及它們的進(jìn)一步目的和優(yōu)勢(shì)，其中：

圖1為根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的實(shí)施示例性導(dǎo)納整形控制器的外骨骼設(shè)備的立體圖。

圖2A和圖2B示出了根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的具有剛性聯(lián)接(圖2A)和軟聯(lián)接(圖2B)的示例性一自由度(1-DOF)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)。

圖3為框圖，概括了用于根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的具有剛性聯(lián)接和軟聯(lián)接的1-DOF聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的等式。

圖4A和圖4B為框圖，示出了具有根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的外骨骼控制器U_e(s)的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)。

圖5A為根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的1-DOF助力性外骨骼的助力和阻力的以積分導(dǎo)納X(s)表示的曲線圖。

圖5B為根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的1-DOF助力性外骨骼的助力和阻力的以助力函數(shù)AF(ω)和阻力函數(shù)RF(ω)表示的曲線圖。

圖6A-6C為示意性曲線圖，示出根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的在聯(lián)接穩(wěn)定性、被動(dòng)性和零助力約束條件下對(duì)于不同的理想阻力比R_d而得到的控制參數(shù)。

圖7示出了根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的實(shí)現(xiàn)聯(lián)接穩(wěn)定性和被動(dòng)性的圖6A-6C中控制參數(shù)的L_heu(s)的示意性系列尼奎斯特圖。

圖8A和8B為對(duì)于根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面得到的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的示例性積分導(dǎo)納幅相圖。

圖9為根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面的用于阻力性外骨骼控制的示例性框架的示意性功能框圖。

具體實(shí)施方式

以下結(jié)合附圖的描述旨在作為本發(fā)明的當(dāng)前優(yōu)選實(shí)施方式的說(shuō)明，而非旨在呈現(xiàn)本發(fā)明可構(gòu)造和/或應(yīng)用的僅有形式。本描述結(jié)合示出的實(shí)施方式闡明構(gòu)建和操作本發(fā)明的函數(shù)和步驟順序。但應(yīng)當(dāng)理解的是，相同或相當(dāng)?shù)暮瘮?shù)和順序可由不同實(shí)施方式實(shí)現(xiàn)，這些不同實(shí)施方式被包含在本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)。

本發(fā)明的實(shí)施方式提供了一種用于設(shè)計(jì)可抵抗人體關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的阻力性外骨骼控制器的控制設(shè)計(jì)框架。關(guān)于外骨骼控制器的阻力可被限定為聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度曲線比正常人肢體的頻率響應(yīng)幅度曲線低。若控制器增大聯(lián)接的人體-外骨骼關(guān)節(jié)的阻抗并減小其導(dǎo)納，外骨骼控制器可以是阻力性的。阻力性外骨骼控制器可導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)減小，即，對(duì)于相同的關(guān)節(jié)扭矩曲線，關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)幅度可以更低，以及導(dǎo)致扭矩放大，即，實(shí)現(xiàn)相同的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)所需的關(guān)節(jié)扭矩幅度可以更大。

本控制設(shè)計(jì)框架可修改所聯(lián)接的系統(tǒng)關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)使得系統(tǒng)導(dǎo)納降低。更準(zhǔn)確地說(shuō)，所聯(lián)接的關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)的特征可以在于，所聯(lián)接的系統(tǒng)積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度曲線(扭矩-角度關(guān)系)，并且當(dāng)所聯(lián)接系統(tǒng)的積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度曲線可在所有感興趣的頻率下低于自然人體關(guān)節(jié)的頻率響應(yīng)幅度曲線時(shí)，可取得阻力。阻力性控制設(shè)計(jì)框架可提供外骨骼控制參數(shù)，其可確保當(dāng)取得理想阻力時(shí)所聯(lián)接的系統(tǒng)是穩(wěn)定且被動(dòng)的。本控制設(shè)計(jì)框架可用公式表示為約束優(yōu)化問(wèn)題，其目的為找出滿足關(guān)聯(lián)的穩(wěn)定性和被動(dòng)性約束時(shí)實(shí)現(xiàn)的理想阻力的外骨骼控制參數(shù)。

本控制設(shè)計(jì)框架可提供阻力性外骨骼，其可被用于阻力訓(xùn)練的復(fù)健應(yīng)用中，也可被無(wú)疾病的人用以進(jìn)行身體鍛煉和肌肉塑造?？刂圃O(shè)計(jì)框架的實(shí)施方式可允許單個(gè)外骨骼設(shè)備仿真具有增大的重量、增大的阻尼(在沙或水中行走)、增大的強(qiáng)度(走上坡路)以及其任意組合的不同的身體訓(xùn)練條件。由此，無(wú)需移動(dòng)到用于身體訓(xùn)練的不同環(huán)境或位置，人可利用單個(gè)設(shè)備在他們選擇的單個(gè)位置仿真不同的條件。

控制設(shè)計(jì)框架的實(shí)施方式可被修改為設(shè)計(jì)提供助力并避免阻力的外骨骼控制器。采用所公開(kāi)的框架還可設(shè)計(jì)在一些頻率提供助力而在其他一些頻率提供阻力的控制器。公開(kāi)的聯(lián)接系統(tǒng)的積分導(dǎo)納的響應(yīng)曲線形狀可被整形以取得對(duì)人的肢體的多種不同的理想動(dòng)力學(xué)響應(yīng)。

應(yīng)注意的是，盡管在此公開(kāi)的是用于一個(gè)自由度(1-DOF)的外骨骼的框架，但這一新穎框架的實(shí)施例可以擴(kuò)展至多自由度(DOF)的外骨骼。所公開(kāi)的框架不限于下肢外骨骼，還可擴(kuò)展至上肢外骨骼以及全身外骨骼設(shè)備，其在每個(gè)關(guān)節(jié)具有可幫助全身身體訓(xùn)練的阻力性控制器。所公開(kāi)的框架可以擴(kuò)展至任務(wù)級(jí)阻力而不是關(guān)節(jié)級(jí)阻力。例如，外骨骼控制器可被設(shè)計(jì)為抵抗足部的運(yùn)動(dòng)(任務(wù)級(jí)輸出)而非抵抗髖、膝、踝(關(guān)節(jié)級(jí)輸出)關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)。

本發(fā)明的示例性實(shí)施方式中呈現(xiàn)的分析和試驗(yàn)結(jié)果中采用的聯(lián)接的人體-外骨骼的系統(tǒng)系統(tǒng)參數(shù)可參見(jiàn)以下示出的表1。人肢體數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于可能大約65kg重且大約1.65m高的人的腿部。在本發(fā)明的示例性實(shí)施方式中，膝部可假定為是鎖定的，所有參數(shù)可被用于針對(duì)髖關(guān)節(jié)進(jìn)行計(jì)算。慣性矩可通過(guò)由D.A.Winter所寫(xiě)的“Biomechanics and Motor Control of Human Movement”(4^th Edition,Wiley,2009,p.86)獲得，并可根據(jù)人的體重和身高依比例決定。關(guān)節(jié)阻尼系數(shù)可取自K.C.Hayes和H.Hatze所著的“Passive visco-elastic properties of the structures spanning the human elbow joint”(European Journal Applied Physiology，vol.37,pp.265-274,1977)，并且關(guān)節(jié)剛度系數(shù)可利用公式k_h＝I_hω²_nh得到，其中固有頻率ω_nh可通過(guò)J.Doke、J.M.Donelan和A.D.Kuo所寫(xiě)的“Mechanics and energetics of swinging the human leg”(Journal of Experimental Biology,vol.208,pp.439-445,2005)得到。

連接的人體-外骨骼系統(tǒng)參數(shù)

表1

表1中列出的外骨骼參數(shù)可由圖1中所示的1-DOF髖外骨骼的系統(tǒng)辨識(shí)試驗(yàn)得到，其將在下面進(jìn)行更具體的描述。表1中列出的聯(lián)接參數(shù)可通過(guò)以下假設(shè)得出：聯(lián)接參數(shù)二階動(dòng)力學(xué)(second-order dynamics)與外骨骼慣量I_e可具有阻尼系數(shù)ζ_c＝1和固有頻率ω_nc＝100ω_nh，其中ω_nh為人肢體的固有頻率。

現(xiàn)參考附圖，圖1示出根據(jù)本發(fā)明實(shí)施方式的步行管理輔助(SMA)外骨骼設(shè)備10。SMA設(shè)備10可具有兩個(gè)1-DOF髖關(guān)節(jié)12。在所示實(shí)施方式中，軀干支撐14可被添加至SMA設(shè)備10以提供更大的阻尼并減少振動(dòng)。外骨骼和人肢體16之間的聯(lián)接可在決定外骨骼10的性能時(shí)扮演關(guān)鍵角色，并且所述聯(lián)接可以是如圖2A-2B和圖3所示的剛性聯(lián)接18或者軟聯(lián)接20。在圖2A所示的剛性聯(lián)接18的情況下，人肢體16和外骨骼10之間可能沒(méi)有相對(duì)運(yùn)動(dòng)，而在圖2B中軟聯(lián)接20的情況下，人肢體16和外骨骼10可相對(duì)彼此運(yùn)動(dòng)。在附接于肢體的外骨骼的實(shí)際實(shí)施中，因骨頭和外骨骼設(shè)備之間的肌肉、皮膚組織、脂肪層和其他身體物質(zhì)而可具有軟聯(lián)接。在圖3所示實(shí)施方式中，軟聯(lián)接可以用具有系數(shù)k_c的線性扭轉(zhuǎn)彈簧及具有系數(shù)b_c的線性扭轉(zhuǎn)阻尼器模擬。

如圖3所示，具有軟聯(lián)接的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)可利用二階線性模型模擬，以表示如以下等式1所示的人的關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)，以及等式2中的外骨骼。1-DOF人體關(guān)節(jié)的慣性矩、關(guān)節(jié)阻尼和關(guān)節(jié)剛度可分別給定為I_h、b_h、k_h，而外骨骼的慣性矩、關(guān)節(jié)阻尼和關(guān)節(jié)剛度可被給定為{I_e，b_e，k_e}。聯(lián)接阻尼系數(shù)和剛度系數(shù)可分別給定為b_c、k_c。

本發(fā)明的示例性實(shí)施方式的孤立的1-DOF人體關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)的線性等式可給定為：

$I_h\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_h}\left(t\right)+b_h\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_h}\left(t\right)+k_h{\mathrm{\θ}}_h\left(t\right)={\mathrm{\τ}}_h\left(t\right)---\left(1\right)$

其中θ_h(t)為關(guān)節(jié)角軌跡，I_h、b_h、k_h分別為相關(guān)的慣性矩、關(guān)節(jié)阻尼系數(shù)和關(guān)節(jié)剛度系數(shù)，τ_h(t)為關(guān)節(jié)扭矩軌跡。剛度項(xiàng)k_hθ_h(t)可包括線性化的重力項(xiàng)。類(lèi)似地，孤立的1-DOF外骨骼的運(yùn)動(dòng)的線性等式可給定為：

$I_e\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+b_e\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+k_e{\mathrm{\θ}}_e\left(t\right)={\mathrm{\τ}}_e\left(t\right)---\left(2\right)$

其中θ_e(t)為關(guān)節(jié)角軌跡，I_e、b_e、k_e分別為相關(guān)的慣性矩、關(guān)節(jié)阻尼系數(shù)和關(guān)節(jié)剛度系數(shù)，τ_e(t)為關(guān)節(jié)扭矩軌跡。

具有軟聯(lián)接的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的運(yùn)動(dòng)的線性等式可給定為：

$I_h\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_h}\left(t\right)+b_h\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_h}\left(t\right)+k_h{\mathrm{\θ}}_h\left(t\right)={\mathrm{\τ}}_h\left(t\right)-{\mathrm{\τ}}_c\left(t\right)---\left(3\right)$

$I_e\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+b_e\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+k_e{\mathrm{\θ}}_e\left(t\right)={\mathrm{\τ}}_e\left(t\right)+{\mathrm{\τ}}_c\left(t\right)---\left(4\right)$

其中τ_c為聯(lián)接關(guān)節(jié)扭矩，可給定為：

${\mathrm{\τ}}_c\left(t\right)=b_c\left(\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_h}\right(t)-\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_e}(t\left)\right)+k_c\left({\mathrm{\θ}}_h\right(t)-{\mathrm{\θ}}_e(t\left)\right)---\left(5\right)$

對(duì)于等式(1)中的線性的人體關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)，阻抗(N.Hogan和S.O.Buerger，Impedance and Interaction Control，Robotics and Automation Handbook，CRC Press，LLC.，2005，ch.19)傳遞函數(shù)Z_h(s)可給定為：

$Z_h\left(s\right)=\frac{{\mathrm{\τ}}_h\left(s\right)}{{\mathrm{\Ω}}_h\left(s\right)}=\frac{I_h{s}^2+b_{h}s+k_h}{s}---\left(6\right)$

而導(dǎo)納(N.Hogan和S.O.Buerger，Impedance and Interaction Control，Robotics and Automation Handbook，CRC Press，LLC.，2005，ch.19)傳遞函數(shù)Y_h(s)可給定為：

$Y_h\left(s\right)=\frac{{\mathrm{\Ω}}_h\left(s\right)}{{\mathrm{\τ}}_h\left(s\right)}=\frac{s}{I_h{s}^2+b_{h}s+k_h}---\left(7\right)$

其中Ω_h(s)為的拉普拉斯變換，而τ_h(s)為τ_h(t)的拉普拉斯變換。對(duì)于線性系統(tǒng)，其阻抗可以是導(dǎo)納的倒數(shù)，并且反之亦然，就如等式6-7中所見(jiàn)的。

積分導(dǎo)納傳遞函數(shù)X_h(s)可限定為積分導(dǎo)納傳遞函數(shù)的積分，并可給定為：

$X_h\left(s\right)=\frac{{\mathrm{\Θ}}_h\left(s\right)}{{\mathrm{\τ}}_h\left(s\right)}=\frac{1}{I_h{s}^2+b_{h}s+k_h}---\left(8\right)$

其中Θ_h(s)為θ_h(t)的拉普拉斯變換。導(dǎo)納Y_h(s)將扭矩映射至角速度，而積分導(dǎo)納X_h(s)將扭矩映射至角度。積分導(dǎo)納廣泛應(yīng)用在本發(fā)明的其他部分中。

在本發(fā)明描述的實(shí)施方式中，人的關(guān)節(jié)、外骨骼和聯(lián)接元件可被當(dāng)做三個(gè)孤立系統(tǒng)對(duì)待，并且它們的對(duì)應(yīng)阻抗和導(dǎo)納傳遞函數(shù)可被寫(xiě)成如下形式。孤立的人體關(guān)節(jié)的導(dǎo)納傳遞函數(shù)Y_h(s)可由等式7給定，而孤立的外骨骼的導(dǎo)納傳遞函數(shù)Y_e(s)可給定為：

$Y_e\left(s\right)=\frac{{\mathrm{\Ω}}_e\left(s\right)}{{\mathrm{\τ}}_e\left(s\right)}=\frac{s}{I_e{s}^2+b_{e}s+k_e}---\left(9\right)$

而孤立的聯(lián)接元件的阻抗傳遞函數(shù)Z_c(s)可給定為：

$Z_c\left(s\right)=\frac{{\mathrm{\τ}}_c\left(s\right)}{{\mathrm{\Ω}}_c\left(s\right)}=\frac{b_{c}s+k_c}{s}---\left(10\right)$

其中，Ω_c(s)＝Ω_h(s)-Ω_e(s)為聯(lián)接元件的角速度的拉普拉斯變換。

如在此公開(kāi)的，外骨骼控制器可被設(shè)計(jì)為修改所聯(lián)接系統(tǒng)的關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)，例如，關(guān)節(jié)阻抗、導(dǎo)納、聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的積分導(dǎo)納。以下為對(duì)具有外骨骼控制器的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)動(dòng)力學(xué)的實(shí)施方式的推導(dǎo)，并且描述了聯(lián)接穩(wěn)定性和被動(dòng)性條件。

對(duì)于反饋外骨骼關(guān)節(jié)角速度傳遞函數(shù)Ω_e(s)的任何外骨骼控制傳遞函數(shù)U_e(s)，閉環(huán)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)可以表示為圖4A中的框圖。以下分析可應(yīng)用于任何一般性外骨骼控制器U_e(s)，并且本發(fā)明中采用的具體外骨骼控制結(jié)構(gòu)通過(guò)下文可見(jiàn)。

圖4A中框出的區(qū)域22包含Z_c(s)、Y_e(s)、U_e(s)，其可被簡(jiǎn)化為單個(gè)傳遞函數(shù)，這一傳遞函數(shù)可給定為：

$Z_{ceu}\left(s\right)=\frac{Z_c\left(s\right)}{1+Z_c\left(s\right)Y_{eu}\left(s\right)}---\left(11\right)$

如圖4B所示，其中Y_eu(s)可給定為：

$Y_{eu}\left(s\right)=\frac{Y_e\left(s\right)}{1-Y_e\left(s\right)U_e\left(s\right)}---\left(12\right)$

為評(píng)估圖4B中所示的反饋系統(tǒng)的穩(wěn)定性可能需要的環(huán)路傳遞函數(shù)L_heu(s)可給定為：

L_heu(s)＝Y(jié)_h(s)Z_eus(s) (13)

而反饋系統(tǒng)的增益裕量GM可給定為：

$GM\left(L_{heu}\right)=\frac{1}{\left|L_{heu}\left({\mathrm{j\ω}}_c\right)\right|}---\left(14\right)$

其中ω_c為當(dāng)L_heu(s)的相位為180°，即∠L_heu(jω_c)＝180°時(shí)的相位交越頻率。當(dāng)閉環(huán)系統(tǒng)變得不穩(wěn)定時(shí)，增益裕量GM(L_heu)可給出最大的正增益極限。因此，為了使得圖4B所示的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)穩(wěn)定，通常需要滿足以下條件：

GM(L_heu)＞1 (15)

通過(guò)圖4B，具有外骨骼控制器U_e(s)的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的整體閉環(huán)導(dǎo)納Y_heu(s)可給定為：

$Y_{heu}\left(s\right)=\frac{Y_h\left(s\right)}{1+Y_h\left(s\right)Z_{ceu}\left(s\right)}---\left(16\right)$

并且，聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的對(duì)應(yīng)閉環(huán)積分導(dǎo)納X_heu(s)可給定為：

$X_{heu}\left(s\right)=\frac{Y_{heu}\left(s\right)}{s}=\frac{X_h\left(s\right)}{1+Y_h\left(s\right)Z_{ceu}\left(s\right)}---\left(17\right)$

其中如等式8所示的應(yīng)注意的是，二階的自然人體關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)可如等式1所示，然而等式3-5中的聯(lián)接的人體-外骨骼關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)為四階的。但是，具有高聯(lián)接剛度和阻尼的聯(lián)接系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)可以主要是二階的。閉環(huán)聯(lián)接系統(tǒng)的階數(shù)可取決于外骨骼控制器U_e(s)的階數(shù)。

除聯(lián)接穩(wěn)定性以外，對(duì)動(dòng)態(tài)互動(dòng)系統(tǒng)的一個(gè)重要要求可能是聯(lián)接的被動(dòng)性(J.E.Colgate,“The control of dynamically interacting systems”，博士論文，Massachusetts Institute of Technology,Cambridge,MA,1988)。聯(lián)接被動(dòng)性可確保聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)在接觸任何被動(dòng)環(huán)境時(shí)不會(huì)變得不穩(wěn)定(J.E.Colgate及N.Hogan，“An analysis of contact instability in terms of passive physical equivalents”，Proc.IEEE Int.Conf.Robotics and Automation(ICRA),1989,pp.404-409)，當(dāng)阻抗傳遞函數(shù)Z(s)滿足如下條件時(shí)，線性的時(shí)間不變系統(tǒng)可以被稱(chēng)為是被動(dòng)的，(J.E.Colgate,“The control of dynamically interacting systems”，博士論文，Massachusetts Institute of Technology,Cambridge,MA,1988)，所述條件為：

1)Z(s)在復(fù)平面的右邊一半中沒(méi)有極點(diǎn)；以及

2)Z(s)具有完全處在復(fù)平面的右邊一半中的尼奎斯特圖(Nyquist plot)。

第一個(gè)條件總體要求Z(s)是穩(wěn)定的，而第二個(gè)條件總體要求Z(s)的相位對(duì)于所有頻率都落在-90°和90°內(nèi)(J,E.Colgate,“The control of dynamically interacting systems”，博士論文，Massachusetts Institute of Technology,Cambridge,MA,1988)，即，∠Z(jω)∈[-90°，90°]。這進(jìn)一步迫使系統(tǒng)導(dǎo)納的相位∠Y(jω)∈[-90°，90°]，而系統(tǒng)積分導(dǎo)納的相位∠X(jω)∈[-180°，0°]。

因此，為了使得滿足等式15的穩(wěn)定的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)為被動(dòng)的，需要滿足以下條件：

以下將公開(kāi)一種新穎的控制設(shè)計(jì)框架，其可對(duì)等式17中的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納X_heu(s)的頻率響應(yīng)幅度進(jìn)行整形以使得1-DOF人體關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)會(huì)被抵抗。在這一框架中，可選取幅度用于整形積分導(dǎo)納曲線，同時(shí)可利用相位來(lái)評(píng)估聯(lián)接系統(tǒng)的被動(dòng)性。

為了設(shè)計(jì)|X_heu(jω)|的形狀，需要限定外骨骼的目的。在示例性的實(shí)施方式中，目的可以是為了提供阻力及避免助力。為了限定提供阻力及避免助力的|X_heu(jω)|的形狀，阻力和助力可能需要以一種清晰且量化的方式被限定。以下，利用積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度來(lái)描述阻力和助力的概念性的和量化的定義，接著對(duì)阻力性外骨骼的理想性質(zhì)進(jìn)行描述，還描述一種約束優(yōu)化方程，其對(duì)閉環(huán)積分導(dǎo)納進(jìn)行整形使得在保證聯(lián)接穩(wěn)定性和被動(dòng)性的同時(shí)實(shí)現(xiàn)理想阻力。

可根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式使用阻力和助力的以下定義。定義1：在本發(fā)明的示例性實(shí)施方式中，若聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度低于自然人在有意義的頻率下的頻率響應(yīng)幅度，即其中ωf為有意義的頻率的上限，則1-DOF人體關(guān)節(jié)可被稱(chēng)為受到外骨骼的阻力。當(dāng)關(guān)節(jié)受到如定義1所述的阻力時(shí)，相同關(guān)節(jié)扭矩可產(chǎn)生幅度小于自然關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)，并被稱(chēng)為運(yùn)動(dòng)減小。另一方面，利用幅度大于自然關(guān)節(jié)所需幅度的扭矩曲線，可在受到阻力的關(guān)節(jié)實(shí)現(xiàn)相同的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)。這可被稱(chēng)為扭矩放大。

定義2：若聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度高于自然人在有意義的頻率下的頻率響應(yīng)幅度，即則1-DOF人關(guān)節(jié)可被稱(chēng)為受到外骨骼的助力。與由阻力導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)減小和扭矩放大類(lèi)似，助力可產(chǎn)生相反作用，即運(yùn)動(dòng)放大和扭矩減小。

如圖5A和5B中可見(jiàn)的，1-DOF助力性外骨骼的助力和阻力的圖以(a)積分導(dǎo)納X(s)以及(b)助力函數(shù)AF(ω)和阻力函數(shù)RF(ω)表示。自然人體關(guān)節(jié)的積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)的幅度可被記為|X_h(jω)|，聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納的頻率響應(yīng)幅度可被記為|X_heu(jω)|。

如圖5A所示為自然人和假想聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的頻率響應(yīng)幅度圖，其參數(shù)列于表1中。按照上述定義1和2，區(qū)域I可表示有阻力時(shí)的頻率，即|X_heu(jω)|＜|X_h(jω)|，而區(qū)域II可表示有助力時(shí)的頻率，即|X_heu(jω)|＞|X_h(jω)|。

圖5B示出在每個(gè)頻率ω，外骨骼的行為可以是阻力性的或助力性的?；谶@一觀察，阻力函數(shù)RF(ω)可限定為

而助力函數(shù)AF(ω)可限定為：

在任何頻率ω，阻力函數(shù)RF(ω)∈[0，1]，而助力函數(shù)AF(ω)∈[0，∞]。當(dāng)聯(lián)接的人體-外骨骼關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)同自然的人關(guān)節(jié)動(dòng)力學(xué)相同時(shí)，即，|X_heu(jω)|＝|X_h(jω)|，則當(dāng)|X_heu(jω)|＝0時(shí)取得上限RF(ω)＝1，而當(dāng)|X_heu(jω)|＝1時(shí)可取得上限AF(ω)＝∞。盡管這兩種情況都是數(shù)學(xué)上有效的，但這兩種情況基本上是不現(xiàn)實(shí)的。

在本發(fā)明的具體實(shí)施方式中，需要著重注意的是，外骨骼對(duì)于單個(gè)關(guān)節(jié)可在任何特定頻率下可以僅僅是阻力性的或僅僅是助力性的，這可由圖5A看出，利用助力函數(shù)AF(ω)和阻力函數(shù)RF(ω)，1-DOF助力性外骨骼的阻力和助力的以下量化度量，即阻力比和助力比可以被限定。

定義3：阻力比R可限定為阻力函數(shù)RF(ω)在頻率范圍[0,ω_f]上的平均值，并可給定為：

$R=\frac{1}{{\mathrm{\ω}}_f}{\∫}_0^{{\mathrm{\ω}}_f}RF\left(\mathrm{\ω}\right)d\mathrm{\ω}---\left(21\right)$

定義4：助力比A可限定為助力函數(shù)AF(ω)在頻率范圍[0,ω_f]上的平均值，并可給定為：

$A=\frac{1}{{\mathrm{\ω}}_f}{\∫}_0^{{\mathrm{\ω}}_f}AF\left(\mathrm{\ω}\right)d\mathrm{\ω}---\left(22\right)$

與阻力函數(shù)和助力函數(shù)類(lèi)似，阻力比R∈[0，1]，助力比A∈[0，∞]。如上所述，僅分別在以及的情況下可分別取得上限R＝1及A＝∞。盡管這些上限值在數(shù)學(xué)上是有效的，但對(duì)于任何適當(dāng)?shù)姆e分導(dǎo)納傳遞函數(shù)而言這些上限值可能是不現(xiàn)實(shí)的。利用上述對(duì)阻力和助力的定義，下面的部分會(huì)列舉阻力性外骨骼的理想性質(zhì)的實(shí)施方式。

阻力性外骨骼的實(shí)施方式的目的可以是對(duì)人的任何運(yùn)動(dòng)提供阻力同時(shí)不助力任何運(yùn)動(dòng)。但是，其對(duì)于確保聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)穩(wěn)定仍是至關(guān)重要的。并且，由于即使在聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)和任何被動(dòng)環(huán)境交互時(shí)聯(lián)接被動(dòng)性可以保障穩(wěn)定性，因而如“J.E.Colgate所作的“The control of dynamically interacting systems”(博士論文，Massachusetts Institute of Technology,Cambridge,MA,1988)中定義的聯(lián)接被動(dòng)性仍然是必要的。

因此，1-DOF阻力性外骨骼的必要理想性質(zhì)可以如下所列：

1)聯(lián)接穩(wěn)定性，即，GM(L_heu)＞1(等式15)；

2)聯(lián)接被動(dòng)性，即，

3)正阻力，即R＞0(等式21)；以及

4)無(wú)助力，即A＝0(等式22)

上述性質(zhì)可以是1-DOF阻力性外骨骼的必要理想性質(zhì)。但是，根據(jù)外骨骼實(shí)施的任務(wù)和理想目標(biāo)可以增加更多性質(zhì)。

前述部分已經(jīng)提供了量度以評(píng)估阻力性并列舉了阻力性的外骨骼的理想性質(zhì)?，F(xiàn)在，下面將公開(kāi)基于這些度量對(duì)聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的閉環(huán)積分導(dǎo)納進(jìn)行整形的外骨骼控制器U_e(s)的設(shè)計(jì)的實(shí)施方式。

對(duì)于τ_e(t)的任何外骨骼控制規(guī)則可產(chǎn)生等式4給出的外骨骼動(dòng)力學(xué)，并從而給出理想的外骨骼動(dòng)力學(xué)，并可得到對(duì)應(yīng)的控制器。若理想的外骨骼動(dòng)力學(xué)可由理想的慣性矩理想的關(guān)節(jié)阻尼系數(shù)和理想的關(guān)節(jié)剛度系數(shù)給出，則為實(shí)現(xiàn)理想的外骨骼動(dòng)力學(xué)所需要的外骨骼扭矩τ_e可給定為：

${\mathrm{\τ}}_e\left(t\right)=(I_e-I_e^d)\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+(b_e-b_e^d)\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+(k_e-k_e^d){\mathrm{\θ}}_e\left(t\right)---\left(23\right)$

容易證明等式23中的控制規(guī)則可將等式2中的外骨骼動(dòng)力學(xué)簡(jiǎn)化為(若需要的話)：

$I_e^d\stackrel{\·\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+b_e^d\stackrel{\·}{{\mathrm{\θ}}_e}\left(t\right)+k_e^d{\mathrm{\θ}}_e\left(t\right)=0---\left(24\right)$

對(duì)應(yīng)于等式23中的控制規(guī)則并反饋角速度Ω_e(s)的外骨骼控制器U_e(s)可以給定為：

$U_e\left(s\right)=\frac{K_{\mathrm{\α}}{s}^2+K_{\mathrm{\ω}}s+K_{\mathrm{\θ}}}{s}---\left(25\right)$

其中以及分別為角加速度角速度和角度θ_e的反饋增益。

等式25中所示的控制傳遞函數(shù)U_e(s)的特征在于三個(gè)控制參數(shù)，即K_α、K_ω以及K_θ。這些參數(shù)可影響閉環(huán)積分導(dǎo)納X_heu(s)，并且可選取這些參數(shù)使得閉環(huán)積分導(dǎo)納X_heu(s)的頻率響應(yīng)幅度可被整形進(jìn)而實(shí)現(xiàn)理想阻力R_d。

給定理想阻力比R_d，等式17中的1-DOF聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的控制參數(shù)的最優(yōu)設(shè)置可利用以下約束優(yōu)化問(wèn)題得到：

$\underset{\{K_{\mathrm{\θ}},K_{\mathrm{\ω}},K_{\mathrm{\α}},{\mathrm{\ω}}_{lo}\}}{\min }{\left|R-R_d\right|}^2---\left(26\right)$

圖6A-6C描繪了在聯(lián)接穩(wěn)定性、被動(dòng)性和零助力約束條件下對(duì)于不同的理想阻力比R_d所得到的最優(yōu)控制參數(shù)。不具有任何阻力控制的被動(dòng)外骨骼已經(jīng)產(chǎn)生R＝0.0177的阻力比，并因而產(chǎn)生大致與理想阻力比R_d≥0.02對(duì)應(yīng)的圖6中的優(yōu)化結(jié)果。

圖7示出L_heu(s)的一組尼奎斯特圖，所述L_heu(s)對(duì)應(yīng)于圖6中所示的最優(yōu)控制參數(shù)中的同時(shí)實(shí)現(xiàn)聯(lián)接穩(wěn)定性和被動(dòng)性的一些控制參數(shù)。所有尼奎斯特圖均不環(huán)繞-1+j0，表示穩(wěn)定的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)。得到的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)中的部分的積分導(dǎo)納幅度和相圖在圖8A和8B中示出。由圖8B可見(jiàn)，聯(lián)接的系統(tǒng)，其相圖如所示地滿足等式18中的被動(dòng)性條件，即，因此，具有最優(yōu)的控制參數(shù)的聯(lián)接的人體-外骨骼系統(tǒng)的這些實(shí)施方式，對(duì)于圖8A來(lái)說(shuō)具有積分導(dǎo)納幅度|X_heu(jω)|，對(duì)于圖8B來(lái)說(shuō)具有積分導(dǎo)納相位∠X_heu，而實(shí)現(xiàn)了聯(lián)接穩(wěn)定性和被動(dòng)性。

圖9為控制框架的實(shí)施方式的功能框圖，所述控制框架執(zhí)行使用來(lái)自等式26的最優(yōu)參數(shù)的阻力性外骨骼控制器。如圖9所示，可利用卡爾曼濾波器來(lái)估計(jì)實(shí)施等式25中的控制規(guī)則所需要的外骨骼關(guān)節(jié)角度角速度和角加速度在線應(yīng)用卡爾曼濾波的實(shí)施方式可以基于由P.Canet所作的“Kalman filter estimation of angular velocity and acceleration:On-line implementation”(McGill University,Montreal,Canada,Tech.Rep.TR-CIM-94-15,Nov.1994)中的濾波器模型。

盡管本發(fā)明的實(shí)施方式已經(jīng)以多個(gè)具體實(shí)施方式進(jìn)行了描述，但本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解本發(fā)明的實(shí)施方式可以在權(quán)利要求的精神及范圍內(nèi)有改動(dòng)地實(shí)施。