穿戴式機(jī)器人的協(xié)調(diào)控制方法及其運(yùn)動輔助機(jī)理

張 霞 錢 蕾 羅天洪 陳仁祥 橋本稔

1.重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院，重慶，4000742.日本信州大學(xué)機(jī)器人學(xué)科，長野，386-8567

穿戴式機(jī)器人的協(xié)調(diào)控制方法及其運(yùn)動輔助機(jī)理

張 霞1錢 蕾1羅天洪1陳仁祥1橋本稔2

1.重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院，重慶，4000742.日本信州大學(xué)機(jī)器人學(xué)科，長野，386-8567

為改善穿戴式機(jī)器人在運(yùn)動輔助過程中的人機(jī)交互柔順性，提出了一種以中樞模式發(fā)生器(CPG)為核心的協(xié)調(diào)控制方法，利用CPG自激行為和對外交流的特性獲得理想的主/從關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡，規(guī)避了運(yùn)動學(xué)和動力學(xué)逆解算。結(jié)合仿真分析和物理實(shí)驗(yàn)研究，闡明了所提控制方法及其運(yùn)動輔助機(jī)理、停止再運(yùn)動等柔性運(yùn)動產(chǎn)生機(jī)理。結(jié)果表明，該協(xié)調(diào)控制方法具有運(yùn)動輔助效果，CPG自激行為和對外交流的特性可以獲得理想的主/從關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡，且CPG的衰減停振特性能夠方便地生成停止再運(yùn)動等柔性運(yùn)動，極大地改善了機(jī)器人的人機(jī)交互柔順性。

穿戴式機(jī)器人；協(xié)調(diào)控制方法；運(yùn)動輔助機(jī)理；柔性；中樞模式發(fā)生器

0 引言

伴隨機(jī)器人技術(shù)的發(fā)展和全球人口老齡化趨勢，穿戴式機(jī)器人技術(shù)逐漸顯現(xiàn)出非常廣闊的應(yīng)用前景，并已成為國際機(jī)器人領(lǐng)域的一個研究熱點(diǎn)。運(yùn)動輔助裝置如何方便地產(chǎn)生主/從運(yùn)動是改善人機(jī)交互柔順性的關(guān)鍵。傳統(tǒng)的穿戴式輔助機(jī)器人控制方法大致分為基于模型的阻抗控制和基于表面肌電信號(surface electromyography, sEMG)的控制方法。阻抗控制策略是從傳統(tǒng)工業(yè)機(jī)器人的控制技術(shù)演化而來的，它引入自適應(yīng)算法等優(yōu)化策略來調(diào)整機(jī)器人的機(jī)械阻抗，進(jìn)而優(yōu)化關(guān)節(jié)的位置偏差與人的作用力之間的動態(tài)關(guān)系[1-3]?；诒砻婕‰娦盘柦５目刂品椒苡行Ц櫲梭w運(yùn)動意圖，通過直接補(bǔ)償關(guān)節(jié)力矩實(shí)現(xiàn)從動性運(yùn)動輔助[4-5]，在步行康復(fù)訓(xùn)練領(lǐng)域運(yùn)用較為廣泛。例如，文獻(xiàn)[6]利用人體主動意識控制機(jī)器人實(shí)施從動性運(yùn)動輔助，采集下肢相關(guān)肌肉的表面肌電信號，經(jīng)過預(yù)處理、分類后驅(qū)動關(guān)節(jié)，構(gòu)建了基于表面肌電信號的下肢康復(fù)機(jī)器人膝關(guān)節(jié)運(yùn)動控制策略。為了進(jìn)一步提高機(jī)器人主/從運(yùn)動的柔順性，穿戴式步行輔助機(jī)器人的控制方法正在向混合控制技術(shù)的方向發(fā)展?；旌峡刂萍夹g(shù)是多種單一、基礎(chǔ)性控制方法的綜合體系，通過多種控制策略的切換或參數(shù)的調(diào)整，使各種控制策略能夠相互取長補(bǔ)短，實(shí)現(xiàn)主/從柔性輔助的目標(biāo)[7-10]。例如，文獻(xiàn)[11]提出了患者被動機(jī)器主動模式、患者主動與阻抗康復(fù)模式兩個相互獨(dú)立的控制器共同作用的混合控制系統(tǒng)，又如文獻(xiàn)[12]提出了基于動態(tài)模型補(bǔ)償?shù)哪：齈D主從控制算法和基于動力學(xué)模型的力矩放大控制算法組成的混合控制算法。與單一的控制策略相比較，混合控制方法在柔性主/從運(yùn)動產(chǎn)生方面具有明顯優(yōu)勢。然而，由于傳統(tǒng)的子控制器均需要進(jìn)行機(jī)器人機(jī)構(gòu)運(yùn)動學(xué)和動力學(xué)建模，導(dǎo)致整個控制器結(jié)構(gòu)復(fù)雜程度成倍增加，相應(yīng)的子控制算法的平滑切換、控制系統(tǒng)穩(wěn)定性等技術(shù)難題亦隨之產(chǎn)生。

本文引入生物控制理論以改善穿戴式機(jī)器人在運(yùn)動輔助中人機(jī)交互的柔順性，采用中樞模式發(fā)生器(central pattern generator, CPG)獲得理想的目標(biāo)關(guān)節(jié)軌跡，規(guī)避了運(yùn)動學(xué)和動力學(xué)逆解算，設(shè)計(jì)了簡單實(shí)用、可靠性高的新型協(xié)調(diào)控制方法，首次考慮了運(yùn)動輔助過程中的停止和再運(yùn)動等非周期、柔性運(yùn)動。通過仿真分析和物理實(shí)驗(yàn)研究闡明所提控制方法的運(yùn)動輔助機(jī)理、停止再運(yùn)動等柔性運(yùn)動產(chǎn)生機(jī)理，在此基礎(chǔ)上進(jìn)一步研究了控制方法在運(yùn)動親和力方面的優(yōu)越性。

1 協(xié)調(diào)控制方法

1.1 CPG模型與構(gòu)造

本文在Matsuoka耦合振蕩器數(shù)學(xué)模型[13]基礎(chǔ)上，結(jié)合本文所涉及的運(yùn)動輔助控制系統(tǒng)的具體要求， 以生成主/從運(yùn)動為目的，重點(diǎn)在CPG輸入部分和輸出轉(zhuǎn)換部分進(jìn)行了創(chuàng)新性重構(gòu)，其構(gòu)造如圖1所示。

圖1 CPG單元的構(gòu)造Fig.1 Structure of a CPG unit

一個CPG單元采用兩個神經(jīng)元xi(i=1,2)相互抑制構(gòu)成振蕩器，分別對應(yīng)于動物的伸肌和屈肌神經(jīng)元，兩個神經(jīng)元的輸出相減獲得CPG的正負(fù)振蕩輸出，CPG的數(shù)學(xué)模型可表示為

(1)

(2)

g(xi)=max(0,xi)

由max(0,x1)-max(0,x2)計(jì)算CPG單元的輸出從而獲得連續(xù)的振蕩信號。由于CPG微分方程具有非線性、強(qiáng)耦合和高維數(shù)的特點(diǎn)，特性十分復(fù)雜，目前尚無一套完整的理論方法可以全面描述各參數(shù)對輸出的影響規(guī)律，在工程應(yīng)用中普遍利用計(jì)算機(jī)數(shù)值仿真找到影響輸出表征量的特定參數(shù)，再利用得到的規(guī)律直接調(diào)整相關(guān)參數(shù)。因此，以獲得連續(xù)、穩(wěn)定振蕩信號為前提，并結(jié)合本文所涉及的運(yùn)動，通過計(jì)算機(jī)數(shù)值仿真的前期研究工作對神經(jīng)元參數(shù)進(jìn)行了整定，確定CPG模型的參數(shù)取值如下：aij=1.2,bi=2.5,Si=2.0,Tr=0.12,Ta=0.6，由此確定CPG單元的固有輸出振蕩頻率約為1.0 Hz。

1.2 對外人機(jī)交流

為了實(shí)現(xiàn)自然的人機(jī)交互，本文提出了采用CPG實(shí)現(xiàn)從人機(jī)交互力矩到運(yùn)動控制信號的輸入/輸出變換，并提出了一個主/從運(yùn)動模式調(diào)節(jié)方法。

首先，采用人機(jī)交互力矩作為判斷人體運(yùn)動意圖的依據(jù)，引入CPG實(shí)現(xiàn)從力矩到運(yùn)動的輸入輸出變換，將力矩信號轉(zhuǎn)換成目標(biāo)關(guān)節(jié)軌跡信號。

其次，根據(jù)CPG受到不同程度的激勵可以產(chǎn)生多種運(yùn)動模式的特征，引入一個輸入權(quán)系數(shù)C對人機(jī)交互力矩及CPG自激振蕩的耦合強(qiáng)度進(jìn)行調(diào)節(jié)， 將C與交互力矩的乘積作為CPG的輸入激勵以產(chǎn)生期望的主/從運(yùn)動模式。CPG的輸入函數(shù)可表示為

Ik=Cτint

(3)

其中，τint為人機(jī)交互作用力矩。輸入權(quán)系數(shù)C越大，CPG受到交互力矩的激勵越強(qiáng)，容易與力矩進(jìn)行耦合產(chǎn)生新的、同步的運(yùn)動模式；C越小，CPG受到交互力矩的作用越弱，與力矩的耦合強(qiáng)度不高，容易維持自律振蕩。換言之，C決定了輔助裝置與人交互運(yùn)動的主/從動性。C越大，輔助裝置的運(yùn)動模式易與人同步，做從動運(yùn)動；C越小，輔助裝置的運(yùn)動模式與人不同步，做自律振蕩下的主動運(yùn)動。

CPG力矩/運(yùn)動輸入輸出變換函數(shù)可表示為

θd=θ0+KaOk

(4)

其中，Ok為第k個CPG的輸出，由max(0,x1)-max(0,x2)計(jì)算求得，轉(zhuǎn)換系數(shù)Ka將力矩的物理單位轉(zhuǎn)換成角度的單位，并調(diào)節(jié)輸出振蕩的幅值，θ0為偏置，Ka和θ0的取值可以根據(jù)系統(tǒng)要求而定。

(a)C=0.1

(b)C=0.3

圖2顯示了不同C下CPG的輸入輸出變換結(jié)果及輸出振蕩的極限環(huán)，CPG的輸入由函數(shù)sin(1.4πt)求得。對比三組仿真結(jié)果，圖2a表明當(dāng)C=0.1時，CPG維持了自激振蕩， 振蕩頻率大約為1.0 Hz；圖2c表明當(dāng)C=0.8時，CPG輸出信號的頻率由原來的基本振蕩頻率1.0 Hz變?yōu)?.7 Hz，且幅值有所增大；圖2b描述了當(dāng)C=0.3時，從自激振蕩向同步振蕩的一個中間過渡狀態(tài)。 圖2a和圖2b的極限環(huán)表明，CPG能夠從一種穩(wěn)定的自律振蕩模式轉(zhuǎn)換到另一種穩(wěn)定的同步振蕩模式。上述結(jié)果表明本文方法對機(jī)器人運(yùn)動的主/從運(yùn)動具有可調(diào)節(jié)性。此外，通過仿真分析得出，當(dāng)C>0.3時，CPG的輸出信號頻率和相位同外部輸入信號同步，C的取值越大，CPG輸出信號的幅值越大；而當(dāng)C<0.3時，CPG的輸出維持自激振蕩，C值對輸出的影響趨勢是確定的。為了獲得穩(wěn)定、連續(xù)的輸出信號(主/從運(yùn)動模式)，輸入信號的幅值應(yīng)當(dāng)取在[-1,1]之間，又由于本文方法的輸入信號是C與交互力矩的乘積，因而輸入權(quán)系數(shù)C的取值應(yīng)結(jié)合交互力矩的大小進(jìn)行合適的設(shè)定。

(c)C=0.8圖2 不同C值下CPG的輸入輸出變換 及輸出振蕩極限環(huán)Fig.2 CPGs input/output and limit cycle of output with different C

1.3 CPG的衰減停振特性

穿戴式機(jī)器人在進(jìn)行運(yùn)動輔助時，患者的自主運(yùn)動具有一定的隨意性，例如步行運(yùn)動過程中突然想要停止。實(shí)現(xiàn)機(jī)器人生成隨機(jī)運(yùn)動能夠極大地提高人機(jī)交互柔順性。

當(dāng)本文CPG模型的輸入輸出符號相反時，CPG的輸出具有衰減停振特性。由于 CPG的輸出是關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡，因此CPG的衰減停振特性有助于停止和再運(yùn)動等非周期、柔性運(yùn)動的產(chǎn)生。為了闡明CPG的衰減停振特性，本文基于MATLAB環(huán)境開展了仿真驗(yàn)證分析，仿真方法如圖3所示。將CPG的輸出與-C的乘積作為其輸入，使得CPG的輸入與輸出符號相反，且輸入信號的幅值通過C的取值進(jìn)行調(diào)節(jié)。圖4顯示了C值不同時CPG的輸入輸出結(jié)果。結(jié)果表明，當(dāng)CPG的輸入輸出符號相反時，CPG的輸出具有衰減停振特性；在此基礎(chǔ)上，衰減停振的速度與輸入信號的幅值成正比，輸入信號的幅值越大衰減停振的速度越快，反之亦然。

(a)C=0.1

(b)C=0.3

(c)C=1.0圖4 衰減停振模式下CPG的輸出Fig.4 CPGs output under attenuation and stop mode

圖3 CPG的衰減停振模式

Fig.3 CPGs attenuation and oscillation stop mode

由式(3)、式(4)可知，CPG的輸入輸出分別是人機(jī)交互力矩和機(jī)器人的關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡，當(dāng)患者意圖停止時，人機(jī)交互力矩同機(jī)器人目標(biāo)關(guān)節(jié)軌跡(CPG的自律振蕩)的方向(符號)始終相反，而當(dāng)CPG的輸入輸出符號相反時，CPG將進(jìn)入衰減停振模式，機(jī)器人的關(guān)節(jié)也將停止振蕩。本文方法正是利用CPG的衰減停振特性生成隨意停止等柔性運(yùn)動。該特性將在下文實(shí)驗(yàn)環(huán)節(jié)中被再次驗(yàn)證。

2 實(shí)驗(yàn)

2.1 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)組成

本文采用膝關(guān)節(jié)周期運(yùn)動作為輔助對象，搭建了實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)。膝關(guān)節(jié)運(yùn)動輔助系統(tǒng)由基座、膝關(guān)節(jié)電機(jī)、諧波減速器、小腿連桿、關(guān)節(jié)內(nèi)藏型力矩傳感器和外部計(jì)算機(jī)等構(gòu)建而成，如圖5所示。采用的FHA-14C-50-E200-C型驅(qū)動器主要參數(shù)如表1所示。關(guān)節(jié)內(nèi)藏型力矩傳感器用于實(shí)時測量運(yùn)動輔助過程中小腿連桿同患肢之間的人機(jī)交互力矩[14]，裝置的小腿連桿處固接了綁帶用于固定患肢。小腿連桿牌號(材質(zhì))是A2017(鋁板)。在外部計(jì)算機(jī)上運(yùn)用ART-Linux 平臺開發(fā)輔助裝置實(shí)驗(yàn)所需的軟件部分，通過數(shù)據(jù)接口板RIF-17-1通信以實(shí)時對輔助裝置進(jìn)行運(yùn)動控制。

圖5 穿戴式運(yùn)動輔助裝置Fig.5 Wearable motion assist device表1 驅(qū)動器主要參數(shù)Tab.1 Main parameters of actuator

最大輸出力矩(N·m)18最高轉(zhuǎn)速(r/min)120轉(zhuǎn)矩常數(shù)(N·m/A)7．2最大電流(A)3．2減速器速比50

2.2 協(xié)調(diào)控制系統(tǒng)

CPG的對外交流機(jī)制負(fù)責(zé)實(shí)施輔助裝置關(guān)節(jié)與人之間的運(yùn)動交流，根據(jù)C的取值將交互作用力矩轉(zhuǎn)換為期望的主/從關(guān)節(jié)運(yùn)動軌跡。本文采用PD控制器實(shí)現(xiàn)輔助裝置的關(guān)節(jié)軌跡控制，周而復(fù)始，人機(jī)雙方的運(yùn)動差勢又產(chǎn)生新的交互作用力矩，控制系統(tǒng)框圖見圖6。每一個控制周期內(nèi)都考慮了人機(jī)交流柔順性。由于CPG的輸出信號與輸入信號的頻率同步，根據(jù)共振原理，當(dāng)輔助裝置的振蕩頻率與人的固有頻率接近時，人機(jī)之間的牽引力使得系統(tǒng)的振蕩幅度增大，達(dá)到高效的運(yùn)動輔助效果。

圖6 協(xié)調(diào)控制框圖Fig.6 Coordination control block diagram

PD位置控制算法可以表示為

(5)

kP=10.0 N·m/(°)kD=1.1 N·m·s/(°)

當(dāng)患者意圖運(yùn)動時，由于CPG的對外交流機(jī)制使得輔助裝置的振蕩頻率與患者的固有頻率接近，人機(jī)之間的牽引力使得系統(tǒng)的振蕩幅度增大，達(dá)到高效的運(yùn)動輔助效果。當(dāng)患者意圖停止時，人機(jī)交互力矩同機(jī)器人目標(biāo)關(guān)節(jié)軌跡(CPG的自律振蕩)的方向(符號)始終相反，而當(dāng)CPG的輸入輸出符號相反時，CPG將進(jìn)入衰減停振模式，機(jī)器人的關(guān)節(jié)也將停止振蕩，從而極大地提高了人機(jī)交互柔順性。

2.3 實(shí)驗(yàn)規(guī)劃

為全面驗(yàn)證本文方法的有效性，規(guī)劃了主/從協(xié)同運(yùn)動、運(yùn)動輔助和停止再運(yùn)動三個層次的實(shí)驗(yàn)。

在進(jìn)行主/從協(xié)同運(yùn)動實(shí)驗(yàn)時，要求受試者配合輔助裝置的運(yùn)動，盡量做到人機(jī)運(yùn)動協(xié)調(diào)。為了比較獨(dú)立運(yùn)動和協(xié)同運(yùn)動的頻率變化，協(xié)同運(yùn)動實(shí)驗(yàn)之前進(jìn)行了獨(dú)立運(yùn)動實(shí)驗(yàn)，得知受試者獨(dú)立運(yùn)動頻率是0.85 Hz。

運(yùn)動輔助性能的評價指標(biāo)確定為基于表面肌電信號的體能消耗評估。采用表面肌電信號測試儀(Personal-EMG, Oisaka Electronic Equipment Ltd., Japan)測量受試者股內(nèi)側(cè)肌(medial vastus muscle, MV)、股直肌(rectus femoris muscle, RF)、股外側(cè)肌(vastus lateralis muscle, VL)腿部三個部位的表面肌電信號，對獨(dú)立運(yùn)動和協(xié)同運(yùn)動兩種情況下的體能消耗情況進(jìn)行評估。在進(jìn)行獨(dú)立運(yùn)動測試時，要求受試者按照其本人的意愿和能力運(yùn)動，進(jìn)行協(xié)同運(yùn)動實(shí)驗(yàn)時，要求受試者配合輔助裝置的運(yùn)動，盡量做到人機(jī)運(yùn)動協(xié)調(diào)。采用100%最大隨意收縮法(maximal voluntary contraction, MVC)計(jì)算出肌肉隨意收縮時產(chǎn)生的肌電信號同最大收縮時的肌電信號的比值(下稱MVC比值)KMVC來表示受試者在隨意運(yùn)動時消耗的體力, 各個肌肉最大收縮時產(chǎn)生的肌電信號需按照相關(guān)方法離線測量得到。MVC比值越大表明消耗的體力越大，反之亦然。

停止再運(yùn)動實(shí)驗(yàn)中，要求受試者在運(yùn)動過程中隨意停止運(yùn)動一段時間，之后又重新進(jìn)行膝關(guān)節(jié)運(yùn)動。

2.4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

2.4.1 主/從協(xié)同運(yùn)動

人機(jī)協(xié)同運(yùn)動軌跡及其頻譜如圖7、圖8所示。C=0.2代表輔助裝置希望維持自律振蕩，在人機(jī)交互過程中具有主動性。圖7a及圖8a的結(jié)果表明，當(dāng)受試者從動且輔助裝置主動時，系統(tǒng)運(yùn)動軌跡平滑連續(xù)；協(xié)同運(yùn)動頻率為0.9 Hz，接近輔助裝置的基本振蕩頻率。C=0.8代表輔助裝置在人機(jī)交互過程中具有從動性。圖7b及圖8b的結(jié)果表明，當(dāng)輔助裝置從動時，系統(tǒng)運(yùn)動呈現(xiàn)出高度的協(xié)調(diào)性，運(yùn)動軌跡平滑連續(xù)；協(xié)同運(yùn)動頻率變?yōu)?.85 Hz，與受助者的基本節(jié)律運(yùn)動頻率一致。

(a)C=0.2

(b)C=0.8圖7 協(xié)調(diào)運(yùn)動Fig.7 Coordination movement

(a)C=0.2 (b)C=0.8圖8 協(xié)調(diào)運(yùn)動的頻譜圖Fig.8 Frequency spectrum of the coordination movement

上述結(jié)果表明，本文CPG自激振蕩和對外交流機(jī)制能夠?qū)崿F(xiàn)自然的人機(jī)交互，可以通過調(diào)節(jié)適用權(quán)重C的取值產(chǎn)生期望的主/從運(yùn)動模式。

2.4.2 運(yùn)動輔助

獨(dú)立運(yùn)動和協(xié)同運(yùn)動兩種情況下各肌肉的MVC比值如圖9所示。圖10為兩種情況下各肌肉的MVC比值以及平均值的對比圖。結(jié)果表明，協(xié)同運(yùn)動時，受試者的股直肌(RF)和股外側(cè)肌(VL)的肌肉活動強(qiáng)度顯著減小，與獨(dú)立運(yùn)動時的肌肉活動強(qiáng)度相比較分別減小了77%和14%。協(xié)同運(yùn)動和獨(dú)立運(yùn)動時的MVC平均值分別為16.4%和8.5%，表明協(xié)同運(yùn)動時肌肉活動強(qiáng)度比獨(dú)立運(yùn)動時肌肉活動強(qiáng)度減小了48%。

(a)獨(dú)立運(yùn)動

(b)協(xié)同運(yùn)動圖9 各肌肉的MVC比值Fig.9 MVC ratio of each muscle

圖10 獨(dú)立運(yùn)動和協(xié)同運(yùn)動下各肌肉的MVC比值Fig.10 MVC ratio of each muscle under independent/ cooperative motion

上述結(jié)果表明，與進(jìn)行獨(dú)立運(yùn)動相比，受試者在人機(jī)協(xié)同運(yùn)動中的體力消耗較小，驗(yàn)證了本文方法的輔助效果。

2.4.3 停止再運(yùn)動

圖11顯示了受試者在運(yùn)動過程中隨意停止之后又再運(yùn)動的結(jié)果。結(jié)果表明，受試者在停止運(yùn)動期間，承受的人機(jī)交互力矩很小，接近0，證明了隨意停止運(yùn)動的可操作性以及便利性。綜上，本文方法能夠方便地生成振蕩、隨意停止再運(yùn)動等柔性運(yùn)動，極大地改善了機(jī)器人的人機(jī)交互柔順性。

圖11 受試者的停止及再運(yùn)動Fig.11 Stop and re-start motion of a subject

3 結(jié)論

(1)本文引入仿生運(yùn)動控制理論來解決運(yùn)動輔助中的人機(jī)交流柔順性問題，采用中樞模式發(fā)生器(CPG)獲得理想的目標(biāo)關(guān)節(jié)軌跡，規(guī)避了運(yùn)動學(xué)和動力學(xué)逆解算，設(shè)計(jì)了簡單實(shí)用、可靠性高的新型協(xié)調(diào)控制方法。本文考慮了運(yùn)動輔助過程中的停止及再運(yùn)動等非周期、柔性運(yùn)動的產(chǎn)生。仿真分析和物理實(shí)驗(yàn)研究闡明了所提控制方法及其運(yùn)動輔助機(jī)理、停止及再運(yùn)動等柔性運(yùn)動產(chǎn)生機(jī)理。結(jié)果表明，CPG自激行為和對外交流特性可以獲得理想的主/從關(guān)節(jié)目標(biāo)軌跡；由于CPG的對外交流機(jī)制使得輔助裝置的振蕩頻率與患者的固有頻率接近，人機(jī)之間的牽引力使得系統(tǒng)的振蕩幅度增大，達(dá)到高效的運(yùn)動輔助效果；且CPG的衰減停振特性能夠方便地生成停止及再運(yùn)動等柔性運(yùn)動，極大地改善了機(jī)器人的人機(jī)交互柔順性。運(yùn)動輔助實(shí)驗(yàn)結(jié)果證明了該控制方法在主/從協(xié)調(diào)運(yùn)動、步行輔助、停止及再運(yùn)動等柔性運(yùn)動生成方面的有效性。

(2)本文的協(xié)調(diào)控制方法是針對膝關(guān)節(jié)輔助系統(tǒng)提出的，但該方法具有一定的推廣性，有望用在下肢髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)運(yùn)動輔助、上肢康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人和其他人機(jī)交互領(lǐng)域， 改善機(jī)器人的人機(jī)交互柔順性。

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(編輯 王旻玥)

A Coordination Control Method for Wearable Robots and Its Motion Assist Mechanism

ZHANG Xia1QIAN Lei1LUO Tianhong1CHEN Renxiang1HASHIMOTO Minoru2

1.Department of Mechatronics and Automobile Engineering,Chongqing Jiaotong University,Chongqing,4000742.Robotics Institutes,Shinshu University,Nagano,386-8567

In order to improve flexibility in human-robot interaction (HRI) of a wearable robot, a novel notion of coordination control method was proposed using CPG. CPGs autonomous behavior and its outer-interaction mechanism were utilized to generate active/passive motion patterns of robot joints. Therefore, the inverse kinematics and inverse dynamics computations were avoided. Computer simulation analysis and physical experiments were carried out to explore the motion assist mechanism, stop and restart flexible movement generation mechanism. Results demonstrate that the coordination control method has motion assist effect, and active/passive motion patterns may be obtained due to CPGs autonomous behavior and its outer-interaction characteristics. CPGs attenuation features are able to generate stop and restart flexible motions, and thus improve robot flexibility in HRI environments.

wearable robot； coordination control method； motion assist mechanism； flexibility; central pattern generator(CPG)

2017-03-28

國家自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(51505048,51305471)；重慶市基礎(chǔ)與前沿研究計(jì)劃資助項(xiàng)目(cstc2016jcyjA0416) ；重慶市教委科學(xué)技術(shù)項(xiàng)目(KJ1500526)

TP241

10.3969/j.issn.1004-132X.2017.16.011

張 霞，女，1982年生。重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院副教授。主要研究方向?yàn)闄C(jī)器人理論與控制方法。E-mail：zx512@126.com。錢 蕾，男，1990年生。重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院碩士研究生。羅天洪，男，1975年生。重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院教授。陳仁祥，男，1983年生。重慶交通大學(xué)機(jī)電與車輛工程學(xué)院副教授。橋本稔，男，1953年生。日本信州大學(xué)機(jī)器人學(xué)科教授、博士研究生導(dǎo)師。