Добавил:
ivanov666
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Проектирование экзоскелета. Монография
.pdf
31
Рисунок 1.11 – Экзоскелет ExoAtlet-P
Благодаря особой конструкции, данная модификация позволяла
перераспределить вес таким образом, что человек-оператор, без
использования дополнительных двигателей или источников питания,
мог переносить до 70-100 кг груза. Вес самого изделия при этом
составлял 12 кг. Ввиду отсутствия приводов и источников питания,
время работы данного приспособления ограничивалось только
выносливостью человека-оператора. Данная модель экзоскелета
была продемонстрирован на «VI Международном салоне
Комплексной Безопасности 2013» и награждена золотой медалью в
номинации «Лучшие инновационные решения в области
комплексной безопасности». Первый действующий российский
экзоскелет также был представлен на «Дне инновации» Министерства
обороны РФ.
При дальнейшем совершенствовании была разработана
активная или силовая (powered) версия экзоскелета, ExoAtlet-A. Данная
модификация уже позволяла не только переносить, но и поднимать
32
грузы. Человек оператор нес до 200 кг. Но и сам экзоскелет стал
тяжелее, его вес составлял порядка 28 кг с учетом источников
питания. Время работы без смены аккумуляторов не превышало 2-х
часов. Данная версия нигде не была представлена. Однако она
заявлена на сайте производителя и согласно заявлениям
разработчиков, в конструкции использовалось 6 гидроприводов: по
одному на каждое сочленение. Гидроприводы приводятся в действие
датчиками давления, расположенными в коленных суставах.
В начале 2014 года ExoAtlet анонсировали начало разработки
медицинской версии экзоскелета, получившего название ExoAtlet Med
и предназначенного для реабилитации людей с нарушениями
локомоторных функций и опорно-двигательного аппарата.
Экзоскелет ExoAtlet Med представлен на рисунке 1.12.
33
Рисунок 1.12 – Экзоскелет ExoAtlet Med
Выход первого пилотного образца был намечен на конец мая
2014 года. Медицинская версия экзосклета будет работать на
электроприводах и позволит людям, потерявшим способность
самостоятельно передвигаться, вновь начать ходить. Подобные
устройства уже активно используются для реабилитации в странах
Европы, США, Японии.
34
1.4. Основные положения биомеханики ходьбы
Понимание биомеханики человеческой ходьбы имеет
решающее значение при разработке экзоскелетов и активных
корсетов для нижних конечностей. На рисунке 1.13 показана
упрощенная схема человеческой походки. Отмеченные временные
события этого цикла являются приближенными и могут меняться в
зависимости от человека и различных окружающих условий. Цикл,
рассматриваемый на рисунке 1.13, начинается (0%) и заканчивается
(100%) в момент касания поверхности пяткой одной и той же ноги. На
рисунке 1.13 обозначено: Stance Phase – фаза опоры, Swing Phase – фаза
переноса ноги, Initial Double Support – начальная двухопорная фаза,
Single Limb Stance – фаза опоры на одну, рассматриваемую ногу, 2nd
Double Support – вторая двухопорная фаза, Initial/Mid/Terminal Swing –
начальная/средняя/заключительная фазы переноса
рассматриваемой ноги, Heel Strike – касание пяткой, Toe Off – отрыв
носка от поверхности.
Рисунок 1.13 – Полный цикл человеческой походки
В общем, человеческая нога рассматривается как структура с
семью степенями свободы. Тремя вращательными степенями в бедре,
одной в колене и тремя в лодыжке. На рисунке 1.14 изображены
анатомические плоскости человека и кинематическая модель ноги
35
человека в сагиттальной (срединной) плоскости, которая является
главной плоскостью движения человека. На рисунке 1.14 обозначено:
Coronal plane – фронтальная плоскость, Saggital plane – сагиттальная
плоскость, Transverse plane – горизонтальная плоскость.
Рисунок 1.14 - А – анатомические плоскости человека; Б –
кинематическая модель ноги в срединной (сагиттальной) плоскости
Таким образом, движение в этой плоскости в положительном
направлении – сгибания, а в отрицательном – разгибание. Движение
бедра в корональной (фронтальной) плоскости упоминается как
отведение (от центра тела) и приведение. Кроме того, движение
голеностопного сустава в корональной плоскости упоминается как
выворот (от центра тела) и инверсия. Остальные степени свободы
бедра и лодыжки просто называют "вращательными".
На рисунке 1.15 показаны биомеханические данные для
обычного, здорового человека (82кг, 0.99м – длина ног, 28 лет,
мужчина) идущего со скоростью 1.27 м/с и обозначены: Joint
Angle/Moment/Power – угол/момент/мощность рассматриваемых
суставов (Hip – бедро, Knee – колено, Ankle – лодыжка).
36
Рисунок 1.15 – Углы, моменты и сила суставов ног во время
сгибания/разгибания
Данные по ходьбе могут несколько отличаться для разных людей
и состояний, но качественный характер данных остается таким же.
Эти данные полезны для понимания количества потребляемой
мощности каждого сустава экзоскелетов и активных корсетов. Из
данных по походке можно увидеть, что, в частности, при низких
37
скоростях, мощность на бедре положительна или близка к нулю, сила
на колене является преимущественно отрицательной (рассеивает
мощность), а сила на лодыжке равномерно распределена между
положительными и отрицательными значениями.
1.5. Структура управления экзоскелета
Рассмотрим общую архитектуру системы управления. Для
обеспечения задач управления система имеет три вспомогательных
регулятора нижнего уровня [3]:
1) Высокопроизводительный регулятор крутящего момента,
который позволяет оторвать ногу от земли при сгибании лодыжки.
2) Регулятор сопротивления для определения жесткости
(неподвижности) суставов в течение фазы опоры (stance phase)
3) Регулятор положения для управления положением ноги во
время фазы переноса (swing phase)
Кроме того, необходимо иметь систему контроля высокого
уровня для управления переходами между вспомогательными
регуляторами нижнего уровня, что позволит обеспечить
необходимые функции в заданных условиях. Полная архитектура
системы управления представлена на рисунке 1.16, где обозначены:
Finite State Machine – конечный автомат, Low-level Servo Controllers –
регуляторы нижнего уровня, Impedance Controller – регулятор
сопротивления, Force Controller – регулятор силы, Position Controller –
регулятор положения, Power Amp – усилитель мощности.
38
Рисунок 1.16 – Архитектура системы управления
Система управления состоит из трех вспомогательных
регуляторов низкого уровня и конечного автомата. Конечный
автомат состоит из двух частей: состояния идентификации и
состояния управления. Первая часть используется для определения
текущего положения ноги, а вторая часть для выполнения
предопределенной управляющей процедуры для данного состояния.
Вспомогательные регуляторы низкого уровня
Регулятор крутящего момента: этот регулятор был разработан,
чтобы обеспечить смещение крутящего момента и облегчения
модуляции жесткости. Регулятор состоит из внутреннего контура
управления силой и крутящим моментом, и контуром компенсации
трения. Регулятор представлен на рисунке 1.17, где обозначены: τd –
желаемый крутящий момент, τs – измеренный крутящий момент, Force
Controller – регулятор силы, Motor Amp, Ka – усилитель двигателя, im – ток
двигателя, Feedforward Friction Compensation – контур компенсации
трения.
39
Рисунок 1.17 – Регулятор крутящего момента
Основная идея внутреннего контура заключается в
использовании обратной связи по силе, учитывающего отклонения
пружин для управления выходным крутящим моментом. Регулятор
крутящего момента/силы D(s) реализован на основе ПД-регулятора в
s-области и представлен в формуле (1.1):
, (1.1)
где e и Vm это выходная ошибка по крутящему моменту и входное
напряжение усилителя двигателя соответственно. KF является
пропорциональным коэффициентом усиления, а BF это коэффициент
затухания закона управления.
Полюсный фильтр был включен в регулятор, т.к. измеряемый
сигнал силы имеет помехи в виде шумов и они должны быть
отфильтрованы, перед тем как использовать их в дальнейшем.
Полюса p регулятора выбраны таким образом, чтобы значение
частоты среза достигало 30 Гц.
Хотя увеличение коэффициента усиления KF может затенять
волновое сопротивление (например, трения или инерции) в
механизме, это может вызвать неустойчивость, когда система
соединяется с окружающей средой при высоком коэффициенте
40
усиления. Одним из способов увеличения регулятора крутящего
момента, не нарушая критериев устойчивости, заключается в
использовании модели компенсации трения Fr (s). Компенсация
трения определяется так:
, (1.2)
где и являются постоянной силой Кулона и коэффициентом
затухания. Все эти параметры были определены с использованием
экспериментальных данных. Для получения параметров трения, мы
устанавливаем угол лодыжки, равный нулю. Трение в голеностопном
суставе незначительно по сравнению с трением при передачах. Мы
использовали известное линейное изменение входной мощности
двигателя для системы и измерили сжатие пружины. Кулоновская
сила трения была получена на основании разности между известной
входной силы двигателя и измеренного сжатия пружины. Затем мы
использовали различные частоты синусоидальной мощности
двигателя к системе, чтобы получить частоту системы, а затем
использовали полученные данные для модели, не учитывая
насыщение двигателя для получения коэффициента затухания.
Постоянная Кулоновской силы и коэффициент затухания, которые
используются в регуляторе было 0,03 V (23 N) и 1,64 (1240
), соответственно.
Регулятор сопротивления: Регулятор сопротивления был
разработан так, чтобы обеспечивать выходное сопротивление SEA
(series-elastic actuator), особенно жесткость суставов. Как показано на
рисунке 1.18, введен внешний контур регулировки сопротивления [Zd
(s)] на предлагаемый регулятор силы для модуляции выходного
сопротивления. Внешний контур управления был основан на
структуре «простого управления сопротивлением» предложенный
Хоганом (Hogan). Ключевая идея состояла в том, чтобы использовать
обратную связь от движения голеностопного сустава для увеличения
выходного сопротивления суставов. На рисунке 1.18 обозначены: Zd(s)
– желаемое значение сопротивления, τ – смещение крутящего
момента.
Соседние файлы в предмете [НЕСОРТИРОВАННОЕ]