《智能系统学报》：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述

第13卷第6期 智能系统学报 Vol.13 No.6 2018年12月 CAAI Transactions on Intelligent Systems Dec.2018 D0:10.11992/tis.201804063 网络出版地址：http:/kns.cnki.net/kcms/detail/23.1538.TP.20180716.1134.004html 下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 衣淳植，郭浩，丁振，朱瑞'，杨炽夫'，刘绍辉2，姜峰2 (1.哈尔滨工业大学机电工程学院，黑龙江哈尔滨150001；2.哈尔滨工业大学计算机科学与技术学院，黑龙 江哈尔滨150001) 摘要：随着传感融合、移动计算、智能驱动等技术的发展以及研究者对人体运动中下肢重要生物力学功能认 知的逐步深化，下肢外骨骼机器人作为一种与下肢并联，能为穿戴者行走助力的可穿戴智能设备愈发受到世界 各研究机构的重视。本文根据下肢外骨骼的用途和结构详细综述了近年下肢外骨骼的研究进展，并借此对下 肢外骨骼的未来发展进行展望。并针对下肢外骨骼在实时运动学检测与控制上对小型传感器的迫切需求，提 出一种能够用于控制下肢外骨骼的基于惯性测量单元的人体下肢关节运动学测量与解算技术，在基于惯性测 量的单自由度关节角度结算上得到较好结果。 关键词：下肢外骨骼：矫正器；机器人学；行走；可穿戴：惯性测量单元 中图分类号：TP391.4文献标志码：A文章编号：1673-4785(2018)06-0878-11 中文引用格式：衣淳植，郭浩，丁振，等.下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算.智能系统学报，2018,13(6)：878-888. 英文引用格式：YI Chunzhi,,GUO Hao,,DING Zhen,etal.Research progress of lower---limb exoskeleton and joint kinematics calcu- lation[J.CAAI transactions on intelligent systems,2018,13(6):878-888. Research progress of lower-limb exoskeleton and joint kinematics calculation YI Chunzhi',GUO Hao',DING Zhen',ZHU Rui',YANG Chifu',LIU Shaohui,JIANG Feng' (1.School of Mechatronics Engineering,Harbin Institute of Technology,Harbin 150001,China;2.School of Computer Science and Technology,Harbin Institute of Technology,Harbin 150001,China) Abstract:With the development of sensor fusion,mobile computing,and intelligent actuation,as well as the in-depth understanding of the biomechanics,lower-limb exoskeleton,which is an assistive,wearable intelligent device that oper- ates parallel to human legs,has become the key research area of many research institutes around the world.In this paper, recent research progresses in lower-limb exoskeleton are reviewed in detail.In addition,an inertial measurement unit (IMU)-based human lower-limb kinematics calculation method is proposed to meet the need of small sensors in real- time kinematics calculation and control for lower-limb exoskeleton.The calculation of IMU-based single-degree-of- freedom joint angle achieves better result. Keywords:lower-limb exoskeleton;orthoses;robotics;walking;wearable;inertial measurement unit(IMU) 外骨骼机器人(exoskeleton)是一种能够检测 人体行走过程中起至关重要作用的下肢各关节助 穿戴者运动意图并能够跟随操作者运动的可穿戴 力的智能设备，下肢外骨骼自20世纪60年代末 动力机械设备。由于其人机一体化的特点，具有 至今，一直广泛地受到世界各国研究机构的重视四。 集助力、支撑、防护于一体的优点。作为能够在 下肢外骨骼与人体并联，其动力装置通过在步态 的各个相位中有选择地释放或存储能量，使人体 收稿日期：2018-04-30.网络出版日期：2018-07-17. 基金项目：国家自然科学基金项目(61572155,61672188,61272386)： 下肢关节输出的机械能增加或耗散，从而减小人 国家重点基础研究发展计划(2015CB351804):黑龙 江省教育厅科学研究项日(12541177). 体下肢关节出力，降低运动或者劳作过程中的能 通信作者：姜峰.E-mail:fjiang@hit.edu.cn.. 量消耗)。根据应用对象，下肢外骨骼可分为用

DOI: 10.11992/tis.201804063 网络出版地址: http://kns.cnki.net/kcms/detail/23.1538.TP.20180716.1134.004.html 下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 衣淳植1，郭浩1，丁振1，朱瑞1，杨炽夫1，刘绍辉2，姜峰2 （1. 哈尔滨工业大学 机电工程学院，黑龙江 哈尔滨 150001; 2. 哈尔滨工业大学 计算机科学与技术学院，黑龙 江 哈尔滨 150001） 摘 要：随着传感融合、移动计算、智能驱动等技术的发展以及研究者对人体运动中下肢重要生物力学功能认 知的逐步深化，下肢外骨骼机器人作为一种与下肢并联，能为穿戴者行走助力的可穿戴智能设备愈发受到世界 各研究机构的重视。本文根据下肢外骨骼的用途和结构详细综述了近年下肢外骨骼的研究进展，并借此对下 肢外骨骼的未来发展进行展望。并针对下肢外骨骼在实时运动学检测与控制上对小型传感器的迫切需求，提 出一种能够用于控制下肢外骨骼的基于惯性测量单元的人体下肢关节运动学测量与解算技术，在基于惯性测 量的单自由度关节角度结算上得到较好结果。 关键词：下肢外骨骼；矫正器；机器人学；行走；可穿戴；惯性测量单元 中图分类号：TP391.4 文献标志码：A 文章编号：1673−4785(2018)06−0878−11 中文引用格式：衣淳植, 郭浩, 丁振, 等. 下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算 [J]. 智能系统学报, 2018, 13(6): 878–888. 英文引用格式：YI Chunzhi, GUO Hao, DING Zhen, et al. Research progress of lower-limb exoskeleton and joint kinematics calcu￾lation[J]. CAAI transactions on intelligent systems, 2018, 13(6): 878–888. Research progress of lower-limb exoskeleton and joint kinematics calculation YI Chunzhi1 ，GUO Hao1 ，DING Zhen1 ，ZHU Rui1 ，YANG Chifu1 ，LIU Shaohui2 ，JIANG Feng2 (1. School of Mechatronics Engineering, Harbin Institute of Technology, Harbin 150001, China; 2. School of Computer Science and Technology, Harbin Institute of Technology, Harbin 150001, China) Abstract: With the development of sensor fusion, mobile computing, and intelligent actuation, as well as the in-depth understanding of the biomechanics, lower-limb exoskeleton, which is an assistive, wearable intelligent device that oper￾ates parallel to human legs, has become the key research area of many research institutes around the world. In this paper, recent research progresses in lower-limb exoskeleton are reviewed in detail. In addition, an inertial measurement unit (IMU)-based human lower-limb kinematics calculation method is proposed to meet the need of small sensors in real￾time kinematics calculation and control for lower-limb exoskeleton. The calculation of IMU-based single-degree-of￾freedom joint angle achieves better result. Keywords: lower-limb exoskeleton; orthoses; robotics; walking; wearable; inertial measurement unit (IMU) 外骨骼机器人 (exoskeleton) 是一种能够检测 穿戴者运动意图并能够跟随操作者运动的可穿戴 动力机械设备。由于其人机一体化的特点，具有 集助力、支撑、防护于一体的优点。作为能够在 人体行走过程中起至关重要作用的下肢各关节助 力的智能设备，下肢外骨骼自 20 世纪 60 年代末 至今，一直广泛地受到世界各国研究机构的重视[1]。 下肢外骨骼与人体并联，其动力装置通过在步态 的各个相位中有选择地释放或存储能量，使人体 下肢关节输出的机械能增加或耗散，从而减小人 体下肢关节出力，降低运动或者劳作过程中的能 量消耗[2]。根据应用对象，下肢外骨骼可分为用 收稿日期：2018−04−30. 网络出版日期：2018−07−17. 基金项目：国家自然科学基金项目 (61572155，61672188，61272386)； 国家重点基础研究发展计划 (2015CB351804)；黑龙 江省教育厅科学研究项目 (12541177). 通信作者：姜峰. E-mail：fjiang@hit.edu.cn. 第 13 卷第 6 期 智 能 系 统 学 报 Vol.13 No.6 2018 年 12 月 CAAI Transactions on Intelligent Systems Dec. 2018

第6期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·879· 于减少正常人行走强度的助力外骨骼和用于康复 站立相和摆动相。上述两个相位又可以根据相 领域的主动矫正器；根据结构，下肢外骨骼可分 应的动作再划分为3个小相位。人体下肢可等效 为整体式外骨骼和模块化外骨骼。本文根据下肢 成一个7自由度的连杆，其中髋关节具有3个自 外骨骼的上述分类方式，综述近年来下肢外骨骼 由度，膝关节有一个自由度，踝关节有一个自由度。 的研究进展，并对其未来的发方向进行讨论。 关节在矢状面内的运动全都叫做弯曲（正方向） 1下肢外骨骼设计的生理学依据 和伸展（负方向）。髋关节在额状面内的运动叫做 外展（离开身体中心）和内收。踝关节在额状面 如图1，以单足足跟触地时刻为起点和终点 内的运动称为外翻（远离身体中心）和内翻。髋、 的步态周期可根据承重下肢数量被划分2个相位， 踝关节的其余自由度的运动都叫做旋转运动。 支撑相 摆动相 支撑相摆动相摆动相 承重反应期 支撑相中期 末期 前期 ,中期 摆动相末期 足跟着地对侧足趾离地 对侧足跟着地 足趾离地 足跟着地 0% 12% 50% 62% 100% 图1人行走步态图 Fig.1 Human gait 人体下肢各关节的主要运动是在矢状面内的 一踝关节 伸展和弯曲运动（如图2）。正常、健康的男性(82kg 一膝关节 100 髋关节 腿长0.99m,28岁的男性)以1.27ms的速度行走 0 -100 时的下肢各关节在矢状面内的生物力学曲线（角 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 度、力矩和功率)如图3所示。尽管存在由于对象 步态周期 (a)关节角度曲线 一踝关节 生理参数不同而导致的相应数据存在差异，人体 膝关节 下肢关节的生物力学曲线存在一些共同的特征67。 0 一髋关节 从整个步态周期来看，髋关节的功率是接近零的 0 0.2 0.40.6 0.8 1.0 正数，膝关节的功率主要表现为在耗散功率的负 步态周期 (b)关节力矩曲线 值，而踝关节的功率在足尖离地时刻具有明显正 踝关节 值。总体而言，由于人行走所做总功为零并且运 10 膝关节 脑关节 动阻力很小，在以不变的速度在地面行走时，人 -10 体下肢各关节所做的净机械功之和接近于零。 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 步态周期 (c)关节功率曲线 额状面 图3人体下肢各关节的角度、力矩、功率曲线 矢状面 Fig.3 Angle,moment and power of each lower-limb joint 横断面 如图3所示，人体下肢各关节生物力学曲线 可以为下肢外骨骼的设计提供有力的生理学依据 和支撑。考虑到下肢各关节在行走时的能量转 换，动力外骨骼和动力矫正器通常包含一些装置 可以在髋关节处做正功，在膝关节处做负功（比 (a)人体解剖学平面 (b)矢状面内运动示意图 如利用一些制动装置或者阻尼器)，并且在踝关 图2人体解剖学图示 节处设置一些被动的弹性元件以储存能量。如果 Fig.2 The analytical figure of human body 穿戴者处于其他非正常行走的步态中，如上下楼

于减少正常人行走强度的助力外骨骼和用于康复 领域的主动矫正器[3] ；根据结构，下肢外骨骼可分 为整体式外骨骼和模块化外骨骼。本文根据下肢 外骨骼的上述分类方式，综述近年来下肢外骨骼 的研究进展，并对其未来的发方向进行讨论。 1 下肢外骨骼设计的生理学依据 如图 1，以单足足跟触地时刻为起点和终点 的步态周期可根据承重下肢数量被划分 2 个相位， 站立相和摆动相[4]。上述两个相位又可以根据相 应的动作再划分为 3 个小相位。人体下肢可等效 成一个 7 自由度的连杆，其中髋关节具有 3 个自 由度，膝关节有一个自由度，踝关节有一个自由度。 关节在矢状面内的运动全都叫做弯曲 (正方向) 和伸展 (负方向)。髋关节在额状面内的运动叫做 外展 (离开身体中心) 和内收。踝关节在额状面 内的运动称为外翻 (远离身体中心) 和内翻。髋、 踝关节的其余自由度的运动都叫做旋转运动。 足跟着地 对侧足趾离地 足趾离地 足跟着地 承重反应期 支撑相中期 支撑相 摆动相 支撑相 末期 摆动相 前期 摆动相 中期 摆动相末期 对侧足跟着地 0% 12% 50% 62% 100% 图 1 人行走步态图 Fig. 1 Human gait 人体下肢各关节的主要运动是在矢状面内的 伸展和弯曲运动 (如图 2)。正常、健康的男性 (82 kg， 腿长 0.99 m，28 岁的男性) 以 1.27 m/s 的速度行走 时的下肢各关节在矢状面内的生物力学曲线[5] (角 度、力矩和功率) 如图 3 所示。尽管存在由于对象 生理参数不同而导致的相应数据存在差异，人体 下肢关节的生物力学曲线存在一些共同的特征[6-7]。 从整个步态周期来看，髋关节的功率是接近零的 正数，膝关节的功率主要表现为在耗散功率的负 值，而踝关节的功率在足尖离地时刻具有明显正 值。总体而言，由于人行走所做总功为零并且运 动阻力很小，在以不变的速度在地面行走时，人 体下肢各关节所做的净机械功之和接近于零。 (a) 人体解剖学平面 (b) 矢状面内运动示意图 额状面 矢状面 横断面 图 2 人体解剖学图示 Fig. 2 The analytical figure of human body 100 0 −100 关节角度 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 /(°) 步态周期 踝关节 膝关节 髋关节 5 0 −5 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 关节力矩/(N·m) 步态周期 踝关节 膝关节 髋关节 10 0 −10 关节功率 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1.0 /W 步态周期 踝关节 膝关节 髋关节 (a) 关节角度曲线 (b) 关节力矩曲线 (c) 关节功率曲线 图 3 人体下肢各关节的角度、力矩、功率曲线 Fig. 3 Angle, moment and power of each lower-limb joint 如图 3 所示，人体下肢各关节生物力学曲线 可以为下肢外骨骼的设计提供有力的生理学依据 和支撑。考虑到下肢各关节在行走时的能量转 换，动力外骨骼和动力矫正器通常包含一些装置 可以在髋关节处做正功，在膝关节处做负功 (比 如利用一些制动装置或者阻尼器) [8-9] ，并且在踝关 节处设置一些被动的弹性元件以储存能量。如果 穿戴者处于其他非正常行走的步态中，如上下楼 第 6 期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·879·

·880· 智能系统学报 第13卷 梯或转弯，则其下肢各关节的功率就会发生较大 将旋转液压驱动器直接安装在设备的主动关节 变化。 上，发展了与伯克利外骨骼类似的液压驱动外 骨骼的技术。 2助力外骨骼 控制上XOR通过使用者足部的足底压力传 助力外骨骼面向正常人，能够使其自身完成 感器来判断步态，并利用人机间的力传感信息来 难以完成的劳动或者能够减轻其劳动强度，延长 实现“让路”控制策略。 劳动时间。 萨克斯外骨骼的结构总质量为84kg,使用者 2.1全下肢辅助的助力外骨骼 可以在单腿站立时背一个人，以1.6s的速度行走 全下肢辅助的下肢外骨骼能够同时为下肢 时背负64kg、胳膊上放23kg的重物，可以穿过 3个关节提供辅助，是一种传统的下肢助力外骨 23cm深的泥浆，允许使用者转身、蹲下和跪下60。 骼的设计思路。其特点是全刚性结构，且多应用 2.1.3 HAL(hybrid assistive leg) 传统运动学传感器（编码器、电位计以及加速度 覆盖全身的外骨骼HAL对应人体髋关节和 计等)提供传感信息，并且大多应用脚底压力传 膝关节的弯曲/伸展方向的关节由安装在关节上 感器作为步态划分的依据。在控制上，使用以位 的谐波直流电机驱动21（见图4）。踝关节的弯曲/ 控为主的力位混合控制策略，能够在理解人体运 伸展方向的自由度是被动的。HAL通过腰带，套 动意图的基础上，提供人体随动辅助。 在小腿和大腿上的绑带和带有地面反力传感器的 2.1.1伯克利外骨骼(BLEEX) 鞋子与使用者连接。HAL在结构上与上述外骨 BLEEX是世界上第1台能源自给的助力外 骼的区别在于HAL无法将机器重力传递给地面， 骨骼u。BLEEX在髋关节上有3个自由度，膝关 仅仅增强髋膝踝关节上的力矩。 节上有1个自由度，踝关节上有3个自由度。其中， 下肢3个关节的弯曲/伸展以及髋关节的外展/内 收是由液压驱动器提供助力的主动自由度。其余 自由度均为被动自由度，其中踝关节的外翻/内翻 和髋关节的旋转自由度由弹簧承载 从控制上，BLEEX将人机交互的传感信息的 作用降到最小，主要利用外骨骼的传感信息进行 控制。和双足机器人相似，这台外骨骼可以自我 (a)BLEEX)(b)XoRI(C)护士辅助外骨酪2网 平衡，但是其使用者必须在行走时为其提供一个 向前的引导力。该控制系统利用8个编码器和 驱动平台 16个线性加速度计来测量8个主动关节的角度、 关节 角速度和角加速度；每只脚用脚踏开关和负载分 布传感器来测量在站立相中地面反馈的力和两脚 踝关节 间的力的分布；利用8个单轴力传感器来控制每 个驱动器输出的力；并且考虑到重力的影响，用 (d)BE(Body (e)HALI211 ()哈佛soft exosuit!2 一个倾角仪来测量背包的方位 Extender)527 BLEEX的运动学和动力需求的分析以及实 图4全下肢辅助助力外骨骼 验验证根据一个75kg的成年人行走的临床步态 Fig.4 Whole lower-limb exoskeleton 数据进行2-1。根据相关实验，BLEEX的使用者 HAL通过放置以人体大腿上的两个肌电信 可以在搬运上限为75kg的重物时以0.9m/s的速 号电极，用于测量关节角度的电位器，地面反作 度行走，而在没有负载的情况下能以1.3m/s的速 用力传感器和测量躯干姿势的陀螺仪和加速度计 度行走。改进后的第2代伯克利外骨骼由于实现 来感知人体运动状态，从而控制外骨骼辅助人体 了电驱动和液压变速系统，整机质量是原设备质 运动。 量的一半（约14kg。 实验表明HAL能够增强人用手臂抬起重物 2.1.2萨克斯(Sarcos)外骨骼 的能力。HAL的使用者可以用手臂拾起最大40kg 萨克斯研究公司在DARPA EHPA项目下设 的重物，并且可以令使用者的承受“腿部压力”的 计的覆盖全身的“可穿戴能源自给机器人(XoR)” 能力从100kg增加到180kg

梯或转弯，则其下肢各关节的功率就会发生较大 变化。 2 助力外骨骼 助力外骨骼面向正常人，能够使其自身完成 难以完成的劳动或者能够减轻其劳动强度，延长 劳动时间。 2.1 全下肢辅助的助力外骨骼 全下肢辅助的下肢外骨骼能够同时为下肢 3 个关节提供辅助，是一种传统的下肢助力外骨 骼的设计思路。其特点是全刚性结构，且多应用 传统运动学传感器 (编码器、电位计以及加速度 计等) 提供传感信息[10] ，并且大多应用脚底压力传 感器作为步态划分的依据。在控制上，使用以位 控为主的力位混合控制策略，能够在理解人体运 动意图的基础上，提供人体随动辅助。 2.1.1 伯克利外骨骼 (BLEEX) BLEEX 是世界上第 1 台能源自给的助力外 骨骼[11]。BLEEX 在髋关节上有 3 个自由度，膝关 节上有 1 个自由度，踝关节上有 3 个自由度。其中， 下肢 3 个关节的弯曲/伸展以及髋关节的外展/内 收是由液压驱动器提供助力的主动自由度。其余 自由度均为被动自由度，其中踝关节的外翻/内翻 和髋关节的旋转自由度由弹簧承载[12]。 从控制上，BLEEX 将人机交互的传感信息的 作用降到最小，主要利用外骨骼的传感信息进行 控制。和双足机器人相似，这台外骨骼可以自我 平衡，但是其使用者必须在行走时为其提供一个 向前的引导力。该控制系统利用 8 个编码器和 16 个线性加速度计来测量 8 个主动关节的角度、 角速度和角加速度；每只脚用脚踏开关和负载分 布传感器来测量在站立相中地面反馈的力和两脚 间的力的分布；利用 8 个单轴力传感器来控制每 个驱动器输出的力；并且考虑到重力的影响，用 一个倾角仪来测量背包的方位[12-13]。 BLEEX 的运动学和动力需求的分析以及实 验验证根据一个 75 kg 的成年人行走的临床步态 数据进行[12-14]。根据相关实验，BLEEX 的使用者 可以在搬运上限为 75 kg 的重物时以 0.9 m/s 的速 度行走，而在没有负载的情况下能以 1.3 m/s 的速 度行走。改进后的第 2 代伯克利外骨骼由于实现 了电驱动和液压变速系统，整机质量是原设备质 量的一半 (约 14 kg[15] )。 2.1.2 萨克斯 (Sarcos) 外骨骼 萨克斯研究公司在 DARPA EHPA 项目下设 计的覆盖全身的“可穿戴能源自给机器人 (XoR)” 将旋转液压驱动器直接安装在设备的主动关节 上 [16] ，发展了与伯克利外骨骼类似的液压驱动外 骨骼的技术。 控制上 XOR 通过使用者足部的足底压力传 感器来判断步态，并利用人机间的力传感信息来 实现“让路”控制策略。 萨克斯外骨骼的结构总质量为 84 kg，使用者 可以在单腿站立时背一个人，以 1.6 m/s 的速度行走 时背负 64 kg、胳膊上放 23 kg 的重物，可以穿过 23 cm 深的泥浆，允许使用者转身、蹲下和跪下[16-20]。 2.1.3 HAL(hybrid assistive leg) 覆盖全身的外骨骼 HAL 对应人体髋关节和 膝关节的弯曲/伸展方向的关节由安装在关节上 的谐波直流电机驱动[21-22] (见图 4)。踝关节的弯曲/ 伸展方向的自由度是被动的。HAL 通过腰带，套 在小腿和大腿上的绑带和带有地面反力传感器的 鞋子与使用者连接。HAL 在结构上与上述外骨 骼的区别在于 HAL 无法将机器重力传递给地面， 仅仅增强髋膝踝关节上的力矩。 (a) BLEEX[13] (b) XoR[16] (c) 护士辅助外骨骼[24] (d) BE (Body Extender)[25-27] (e) HAL[21] (f) 哈佛 soft exosuit[29] 髋关节 驱动平台 踝关节 图 4 全下肢辅助助力外骨骼 Fig. 4 Whole lower-limb exoskeleton HAL 通过放置以人体大腿上的两个肌电信 号电极，用于测量关节角度的电位器，地面反作 用力传感器和测量躯干姿势的陀螺仪和加速度计 来感知人体运动状态，从而控制外骨骼辅助人体 运动。 实验表明 HAL 能够增强人用手臂抬起重物 的能力。HAL 的使用者可以用手臂抬起最大 40 kg 的重物，并且可以令使用者的承受“腿部压力”的 能力从 100 kg 增加到 180 kg。 ·880· 智 能 系 统 学 报 第 13 卷

第6期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·881· 2.1.4护士辅助外骨骼 在控制方面，exosuit采用基于能量的位置控 该款用于协助护士转移病人的外骨骼232的 制策略，当检测到与踝关节功率过零点对应的人 主动自由度由安装在款膝关节弯曲/伸展方向的 体踝关节角速度过零点时，绳索拉伸，通过具有 直驱气动旋转驱动器提供助力。气体的压力由安 弹性的软性材料，拉动踝关节蹬地动作。由于无 装在每个驱动器旁的多个小气泵提供，从而保障 法检测人体关节的能量，因此根据人体踝关节速 该外骨骼的可移动性。该设备在机械机构的设计 度与能量的对应关系，通过放置在鞋上的惯性测 上能够令使用者身前没有任何的机械结构，从而 量单元检测踝关节过零点来判断辅助力输出的 使护理人员能与病人在物理上有直接的接触。 时机。 2.l.5意大利“BE(body extender) 2.2.2日本松下Panasonic suit 该全身型外骨骼25-27总重160kg,具有22个 由日本松下在AWN-03之后推出，重量只有 自由度，每个自由度均采用直流有刷电机驱动， 约13磅”。整机采用碳纤维马达碳纤维材料并 每条腿拥有6个自由度，每只手臂有4个自由度， 采用碳纤维马达提供助力以减轻机器人的重量。 每只手臂前段还有1个自由度的手抓，用于抓取 在穿戴方式上与人体的背部和大腿捆绑连接，并 物体。在手臂平举状态下，每只手臂可以承载 当使用者负重时，感应器会激活马达，但其提供 50kg。在控制方式上，外骨骼和人的5个接触点 助力较小，有效负载仅33磅，只能轻微减少工人 (双手、双脚、躯干)都装有六维力传感器，并在关 劳动疲劳感。 节部位安装角度传感器配合电机编码器，躯干上 2.2.3卡耐基梅隆大学的踝关节助力外骨骼 的加速度计等，使外骨骼能够平滑地跟随人体的 如图5，该外骨骼完全被动，通过与踝关节和 运动。 2.1.6法国RB3D公司的“HERCULE 小腿并联的弹簧来储存人体踝关节在行走过程耗 散的能量，并在适当的时候释放。通过仿真得到 能够帮助穿戴者运送重物的全身外骨骼服 “HERCULE V22I在髋关节和膝关节各有一个 弹簧的最优刚度，从而达到优化人类行走过程中 主动自由度，采用电机驱动，能够辅助使用者上 代谢率的目的3231。该设备利用一个离合器，在 下楼梯、斜坡，或进行蹲下站起动作，并且能够在 摆动相时松开弹簧，在步态周期的其余相位中绷 搬运100kg重物的条件下行走自如。在2013年， 紧弹簧。经试验，使用该设备，人行走消耗的代 RB3D公司推出了针对民用的下肢助力外骨骼 谢率减少了约7.2%。 “HERCULE V3”,质量为30kg,采用锂电池供 电，续航时间4h。 2.2模块化助力外骨骼 随着研究者对下肢各关节不同运动及生物力 学特性认知的加深，自2016年世界各研究机构相 继开展能够根据不同传感信息，为不同关节，根 据其生物学特性提供助力的模块化下肢外骨骼的 研究。与全下肢辅助的助力外骨骼相比，模块化 (a)Panasonic suit(b)卡耐基梅隆大(c)机械膝 助力外骨骼由于其柔软性的结构设计和轻量小型 学被动踝关节助 关节3测 的设计理念，在代谢率的改善以及使用者穿戴舒 力装置网 适性等方面有显著的优势。 图5模块化助力外骨骼 Fig.5 Modularized exoskeleton 2.2.1软性外骨骼机械服“Soft Exosuit' 初代样机采用气动肌肉驱动，以提高柔性并 2.2.4机械膝关节(Roboknee) 降低质量2，总重约9.1kg,能源及控制部分置于 该外骨骼在完成负载搬运任务时能够在膝关 背部。改进版在髋关节和踝关节上均采用伺服电 节处提供助力来辅助操作者爬楼梯和蹲起的单关 机结合钢丝绳传动的方式提供助力，整体结构均 节外骨骼。该设备由连接在大腿和小腿处的线 采用软性布料，能够为人体提供舒适、轻量的辅 性串联弹性执行器(SEA)驱动。控制上，在机器 助，如图40。实验表明，改进后的样机可以在负 与操作者间的相互作用呈物理上的低阻抗时，在 重24kg的条件下，以1.25m/s的速度行走，并能 膝关节处做正功，从而使得该设备在保证操作者 成功降低人体正常行走所消耗新陈代谢量的14.6%。 安全的前提下，获得更高的控制增益

2.1.4 护士辅助外骨骼 该款用于协助护士转移病人的外骨骼[23-24] 的 主动自由度由安装在款膝关节弯曲/伸展方向的 直驱气动旋转驱动器提供助力。气体的压力由安 装在每个驱动器旁的多个小气泵提供，从而保障 该外骨骼的可移动性。该设备在机械机构的设计 上能够令使用者身前没有任何的机械结构，从而 使护理人员能与病人在物理上有直接的接触。 2.1.5 意大利“BE”(body extender) 该全身型外骨骼[25-27] 总重 160 kg，具有 22 个 自由度，每个自由度均采用直流有刷电机驱动， 每条腿拥有 6 个自由度，每只手臂有 4 个自由度， 每只手臂前段还有 1 个自由度的手抓，用于抓取 物体。在手臂平举状态下，每只手臂可以承载 50 kg。在控制方式上，外骨骼和人的 5 个接触点 (双手、双脚、躯干) 都装有六维力传感器，并在关 节部位安装角度传感器配合电机编码器，躯干上 的加速度计等，使外骨骼能够平滑地跟随人体的 运动。 2.1.6 法国 RB3D 公司的“HERCULE” 能够帮助穿戴者运送重物的全身外骨骼服 “HERCULE V2”[28] 在髋关节和膝关节各有一个 主动自由度，采用电机驱动，能够辅助使用者上 下楼梯、斜坡，或进行蹲下/站起动作，并且能够在 搬运 100 kg 重物的条件下行走自如。在 2013 年， RB3D 公司推出了针对民用的下肢助力外骨骼 “HERCULE V3”，质量为 30 kg，采用锂电池供 电，续航时间 4 h。 2.2 模块化助力外骨骼 随着研究者对下肢各关节不同运动及生物力 学特性认知的加深，自 2016 年世界各研究机构相 继开展能够根据不同传感信息，为不同关节，根 据其生物学特性提供助力的模块化下肢外骨骼的 研究。与全下肢辅助的助力外骨骼相比，模块化 助力外骨骼由于其柔软性的结构设计和轻量小型 的设计理念，在代谢率的改善以及使用者穿戴舒 适性等方面有显著的优势。 2.2.1 软性外骨骼机械服“Soft Exosuit” 初代样机采用气动肌肉驱动，以提高柔性并 降低质量[29] ，总重约 9.1 kg，能源及控制部分置于 背部。改进版在髋关节和踝关节上均采用伺服电 机结合钢丝绳传动的方式提供助力，整体结构均 采用软性布料，能够为人体提供舒适、轻量的辅 助，如图 4 [30]。实验表明，改进后的样机可以在负 重 24 kg 的条件下，以 1.25 m/s 的速度行走，并能 成功降低人体正常行走所消耗新陈代谢量的 14.6%。 在控制方面，exosuit 采用基于能量的位置控 制策略，当检测到与踝关节功率过零点对应的人 体踝关节角速度过零点时，绳索拉伸，通过具有 弹性的软性材料，拉动踝关节蹬地动作。由于无 法检测人体关节的能量，因此根据人体踝关节速 度与能量的对应关系，通过放置在鞋上的惯性测 量单元检测踝关节过零点来判断辅助力输出的 时机。 2.2.2 日本松下 Panasonic suit 由日本松下在 AWN-03 之后推出，重量只有 约 13 磅 [31]。整机采用碳纤维马达碳纤维材料并 采用碳纤维马达提供助力以减轻机器人的重量。 在穿戴方式上与人体的背部和大腿捆绑连接，并 当使用者负重时，感应器会激活马达，但其提供 助力较小，有效负载仅 33 磅，只能轻微减少工人 劳动疲劳感。 2.2.3 卡耐基梅隆大学的踝关节助力外骨骼 如图 5，该外骨骼完全被动，通过与踝关节和 小腿并联的弹簧来储存人体踝关节在行走过程耗 散的能量，并在适当的时候释放。通过仿真得到 弹簧的最优刚度，从而达到优化人类行走过程中 代谢率的目的[32-33]。该设备利用一个离合器，在 摆动相时松开弹簧，在步态周期的其余相位中绷 紧弹簧。经试验，使用该设备，人行走消耗的代 谢率减少了约 7.2%。 (a) Panasonic suit[31] (b) 卡耐基梅隆大 学被动踝关节助 力装置[32] (c) 机械膝 关节[34] 图 5 模块化助力外骨骼 Fig. 5 Modularized exoskeleton 2.2.4 机械膝关节 (Roboknee) 该外骨骼在完成负载搬运任务时能够在膝关 节处提供助力来辅助操作者爬楼梯和蹲起的单关 节外骨骼[34]。该设备由连接在大腿和小腿处的线 性串联弹性执行器 (SEA) 驱动。控制上，在机器 与操作者间的相互作用呈物理上的低阻抗时，在 膝关节处做正功，从而使得该设备在保证操作者 安全的前提下，获得更高的控制增益。 第 6 期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·881·

·882· 智能系统学报 第13卷 2.2.5日本本田“SMA” 3.1.2西江大学的动力矫正器 该髋关节助力外骨骼整机质量2.8kg,在髋关 如图6，该设备由组完整的动力矫正器和装 节弯曲/伸展方向有主动自由度，在外展/内收方 有电池、直流电机、控制用电脑的特制的步行器 向有被动自由度，通过腰带和大腿绑带和人体连 组成，大幅减轻矫正器的重量。该矫正器通过 接3536。在控制上，通过中央模式生成器将角度 关节角度传感器结合传递四头肌处的力传感信息 传感器采集到的信息处理成为辅助力矩，为使用 的压力传感器来判断操作者的运动意图，通过 者的髋关节在摆动相和单腿站立相提供最大辅助 绳索将机械能传递给使用者的髋关节和膝关节， 力矩为6Nm的辅助。经实验验证，该设备可以 使其在弯曲/伸展方向做正功，辅助患者进行行走 最多减少10.52%的代谢率，并显著提高使用者步 训练。 速和行走节奏。 2.3展望 目前的助力外骨骼在实验方面缺乏定量评价 助力效果的试验结果B?3。助力外骨骼在辅助使 用者完成一项其自身不能完成的任务时是有价值 的，1。然而，如果助力外骨骼帮助使用者完成 (a)韩国首尔(b)Rewalkt (c)Ekso (d)Indegol441 其本身也能完成的任务时无法减少其代谢值或疲 西江大学的 动力矫正器 劳感，其助力效果十分微弱。除了用代谢值减 图6全下肢辅助的动力矫正器 少量衡量外骨骼运动上的性能外，适合衡量这些 Fig.6 Whole lower-limb active orthosis 类型的系统的其他性能参数包括：肌肉-骨骼系 3.1.3 ReWalk 统负担力量的减少量、肌肉疲劳感的减少、双足 ReWalk由电动腿部支架、身体感应器、背包 稳定性的提高。或许未来可以通过这些指标的综 以及用于维持身体平衡的拐杖组成。为帮助因脊 合运用提出一套能够完善评价外骨骼设计的评价 髓损伤等原因导致下肢截瘫的残疾人行走，采用 体系。 主动控制模式，使人体跟随机械运动②。在行走 与此同时，诸如操作者的关节与硬件关节的 模式下，通过背包上的陀螺仪传感器对运动意图 不重合、人机连接方式带来的运动学上的限制、 进行检测，当使用者向前倾斜，伸出某侧拐杖时， 多步态模式的优化设计、施力方式（比如：时机错 背包中的计算机将采集的传感器信息分析，产生 误、力太小、力太大)等很多结构和辅助方式的设 步态指令指导髋关节以及膝关节的电机带动该侧 计上的问题可能会导致性能下降。这些问题均依 下肢进入摆动相。经临床研究，截瘫患者经过训 赖生物力学的基础研究加以推进和改善。 练可以自如地使用它站立行走，使得生活质量得 3 动力矫正器 到了大幅改善。 3.1.4Eks0动力矫正器 动力矫正器指传统被动支架与在设备的关节 该设备诶通过腰带、绑带以及用于辅助支撑 处做功的驱动器或者把在某步态相位中储存的能 该设备躯干结构的两根背带与使用者相连。其髋 量有控制的释放的元件结合的设备。由于其在功 关节和膝关节在矢状面内是主动的，其踝关节在 能上与助力外骨骼的区别，因此动力矫正器在功 矢状面内通过弹簧储能。Eks0拥有4种行走模 能的实现上大多能够减轻设备和人的重量对步态 式：在前两种模式中，物理治疗师或者使用者都 和康复的影响。 可以通过按钮来激活坐-立转换模式和上楼梯模 3.1全下肢辅助的动力矫正器 式：而在后两种模式中，通过探测使用者髋关节 3.1.1德拉华大学腿部矫正器 向前和横向的移动（来完成重心的转换）触发分 德拉华大学设计的矫正器将弹簧和连杆组合 层有限状态机来切换不同步态的辅助，从而指挥 应用，从而在几何上定位腿部矫正器系统的重心 该设备运动。行走过程中，Eks0通过在拐杖底 抵消重力的影响，减少患者行走过程中承受的重 部的力传感器来保证拐杖稳固地放在地面上并支 力和减轻移动所需的力量的被动腿部矫正器。 撑了身体部分的质量。并且治疗师可以根据患者 实验结果显示，在没有影响膝关节所需力矩 的情况为其在线调节辅助力的大小，或者让该矫 的条件下，操作者髋关节所需的力矩平均减少61%。 正器实时地根据患者需要而进行动力上的调整

2.2.5 日本本田“SMA” 该髋关节助力外骨骼整机质量 2.8 kg，在髋关 节弯曲/伸展方向有主动自由度，在外展/内收方 向有被动自由度，通过腰带和大腿绑带和人体连 接 [35-36]。在控制上，通过中央模式生成器将角度 传感器采集到的信息处理成为辅助力矩，为使用 者的髋关节在摆动相和单腿站立相提供最大辅助 力矩为 6 N·m 的辅助。经实验验证，该设备可以 最多减少 10.52% 的代谢率，并显著提高使用者步 速和行走节奏。 2.3 展望 目前的助力外骨骼在实验方面缺乏定量评价 助力效果的试验结果[37-38]。助力外骨骼在辅助使 用者完成一项其自身不能完成的任务时是有价值 的 [11, 16]。然而，如果助力外骨骼帮助使用者完成 其本身也能完成的任务时无法减少其代谢值或疲 劳感，其助力效果十分微弱[39]。除了用代谢值减 少量衡量外骨骼运动上的性能外，适合衡量这些 类型的系统的其他性能参数包括：肌肉−骨骼系 统负担力量的减少量、肌肉疲劳感的减少、双足 稳定性的提高。或许未来可以通过这些指标的综 合运用提出一套能够完善评价外骨骼设计的评价 体系。 与此同时，诸如操作者的关节与硬件关节的 不重合、人机连接方式带来的运动学上的限制、 多步态模式的优化设计、施力方式 (比如：时机错 误、力太小、力太大) 等很多结构和辅助方式的设 计上的问题可能会导致性能下降。这些问题均依 赖生物力学的基础研究加以推进和改善。 3 动力矫正器 动力矫正器指传统被动支架与在设备的关节 处做功的驱动器或者把在某步态相位中储存的能 量有控制的释放的元件结合的设备。由于其在功 能上与助力外骨骼的区别，因此动力矫正器在功 能的实现上大多能够减轻设备和人的重量对步态 和康复的影响。 3.1 全下肢辅助的动力矫正器 3.1.1 德拉华大学腿部矫正器 德拉华大学设计的矫正器将弹簧和连杆组合 应用，从而在几何上定位腿部矫正器系统的重心 抵消重力的影响，减少患者行走过程中承受的重 力和减轻移动所需的力量的被动腿部矫正器[40]。 实验结果显示，在没有影响膝关节所需力矩 的条件下，操作者髋关节所需的力矩平均减少 61%。 3.1.2 西江大学的动力矫正器 如图 6，该设备由组完整的动力矫正器和装 有电池、直流电机、控制用电脑的特制的步行器 组成，大幅减轻矫正器的重量[41]。该矫正器通过 关节角度传感器结合传递四头肌处的力传感信息 的压力传感器来判断操作者的运动意图，通过 绳索将机械能传递给使用者的髋关节和膝关节， 使其在弯曲/伸展方向做正功，辅助患者进行行走 训练。 (a) 韩国首尔 西江大学的 动力矫正器[41] (d) Indego[44] (b) Rewalk (c) Ekso [42] 图 6 全下肢辅助的动力矫正器 Fig. 6 Whole lower-limb active orthosis 3.1.3 ReWalk ReWalk 由电动腿部支架、身体感应器、背包 以及用于维持身体平衡的拐杖组成。为帮助因脊 髓损伤等原因导致下肢截瘫的残疾人行走，采用 主动控制模式，使人体跟随机械运动[42]。在行走 模式下，通过背包上的陀螺仪传感器对运动意图 进行检测，当使用者向前倾斜，伸出某侧拐杖时， 背包中的计算机将采集的传感器信息分析，产生 步态指令指导髋关节以及膝关节的电机带动该侧 下肢进入摆动相。经临床研究，截瘫患者经过训 练可以自如地使用它站立行走，使得生活质量得 到了大幅改善。 3.1.4 Ekso 动力矫正器 该设备诶通过腰带、绑带以及用于辅助支撑 该设备躯干结构的两根背带与使用者相连。其髋 关节和膝关节在矢状面内是主动的，其踝关节在 矢状面内通过弹簧储能。Ekso 拥有 4 种行走模 式：在前两种模式中，物理治疗师或者使用者都 可以通过按钮来激活坐−立转换模式和上楼梯模 式；而在后两种模式中，通过探测使用者髋关节 向前和横向的移动 (来完成重心的转换) 触发分 层有限状态机来切换不同步态的辅助，从而指挥 该设备运动[43]。行走过程中，Ekso 通过在拐杖底 部的力传感器来保证拐杖稳固地放在地面上并支 撑了身体部分的质量。并且治疗师可以根据患者 的情况为其在线调节辅助力的大小，或者让该矫 正器实时地根据患者需要而进行动力上的调整。 ·882· 智 能 系 统 学 报 第 13 卷

第6期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·883· 3.2模块化动力矫正器 冲信号的持续时间和幅值以及用来切断所有硬件 3.2.1 Indego模块化矫正器 能源的机械安全按钮9。 Indego模块化矫正器由动力髋关节、膝关节 3.3展望 组成，还包含了为使用者增强踝关节稳定性和将 动力矫正器由于患者患病的情况有极大的不 矫正器重量传递给地面的内置AFO。该设备各 同，使得发明一个普适性强的设备变得很困难。 模块可以通过快速链接装置装配，可以轻易地穿 现用于治疗的矫正器多数是基于跑步机的设备 上、脱下、运输和储存。运动意图的判断基于使 (比如Locomat,因此设计一款在患者日常生活 用者的压力中心(center of pressure,CoP)与前侧踝 中既能提供辅助又能提供治疗的、结构紧凑的、 关节的距离，当使用者向前或向后倾斜身体时， 能源自给的矫正器具有极大价值。 使CoP前/后移动，从而控制设备完成行走、站 可移动性的问题是限制主动矫正器在医院外 立、坐-立过渡、立-行过渡的动作。出于安全考 应用的主要因素之一。本篇综述介绍的矫正器大 虑，在膝关节处有制动器来防止膝关节在停电时 多数是都是无法能源自给的，它们都由一些诸如 过度仲展脚。 空气压缩机、液压泵、或者电源的外部的能源供 3.2.2密歇根大学设计的外骨骼 应设备提供能量so-5」 为保证设备的高输出-质量比和较高的安全 主动矫正器也缺乏证明其有效性的定量实 性，该设备由安装在碳纤维和聚丙烯材质的外壳 验。与已有的辅助设备进行比较是一个有效的方 上的人造气动肌肉提供主动辅助，其中气体压力 法5961。例如，若使用一台主动矫正器辅助患者 来自固定式空气压缩机s4切。 运动，而该患者还可以在RGO的辅助下运动，则 3.2.3 Kinesis 其实验结果就应与使用RGO的实验结果进行对 Kinesis的目标人群是可以进行功能性恢复的 比。可用于比较的性能参数包括：运动过程中的 不完全脊髓损伤患者，比如可以短距离行走但是 代谢值、行走速度、运动的可重复性和柔顺性、肌 需要依赖轮椅才能达到社区性步行能力的人（通 肉疲劳度以及稳定性6469等。 常保留了髋关节屈肌的部分能力)。Kinesis是一 台膝关节-踝关节-足部矫正器，在膝关节处有一 4基于MU的下肢运动学实时解算 个主动驱动器，而在踝关节跖屈背屈方向有一个 系统 被动的弹性元件。在控制方面，Kinesis用力敏电 下肢外骨骼作为融合了生物力学、神经性 阻来探测足-地接触，用电位器来测量关节角位 学、设计学、控制理论、传感技术等多项技术的智 置，用基于应变片的嵌入式惠斯通电桥来探测人一 能设备，对各项技术均提出巨大挑战。其中，作 机作用力矩，如图7所示。 为系统判断为人体提供辅助力矩时机的依据，人 体运动学测量与解算技术发挥了不可替代的功 能。在下肢外骨骼的研究以及性能测试过程中， 人体下肢的动作捕捉一直依赖于基于高速摄像机 的光学动捕系统。而光学动捕系统由于其设备价 格高昂，场地受摄像机视野限制等缺点，一直难 以普及。与此同时，下肢外骨骼的轻量化、小型 化趋势使得下肢外骨骼对于应用小型化传感器的 需求愈发迫切。本文就此项关键技术提出一种基 于微传感器惯性测量单元的人体下肢关节运动学 测量与解算技术，并给出实验结果。 (a)密歇根大学踝关节 (b)Kinesisls51 惯性测量单元(MU)是一种集成了磁力计、 矫正器52.5刘 陀螺仪、加速度计的微型传感器，具有价格低，质 图7模块化动力矫正器 量轻，外形紧凑，可穿戴性好等优势，能够满足上 Fig.7 Modularized active orthosis 述需求。但是由于其测量的信号的特性，将其应 Kinesis有一些内置安全措施：机器人关节在 用于下肢运行学解算的算法仍处于研究中。本文 人移动的生理极限处的机械制动装置；在控制器 针对下肢外骨骼的研究、实现、测试等过程对下 里限制的最低和最高位置，最大输出力矩，ES脉 肢运动学测量及解算系统这项关键技术的解决

3.2 模块化动力矫正器 3.2.1 Indego 模块化矫正器 Indego 模块化矫正器由动力髋关节、膝关节 组成，还包含了为使用者增强踝关节稳定性和将 矫正器重量传递给地面的内置 AFO[44]。该设备各 模块可以通过快速链接装置装配，可以轻易地穿 上、脱下、运输和储存。运动意图的判断基于使 用者的压力中心 (center of pressure，CoP) 与前侧踝 关节的距离，当使用者向前或向后倾斜身体时， 使 CoP 前/后移动，从而控制设备完成行走、站 立、坐–立过渡、立–行过渡的动作。出于安全考 虑，在膝关节处有制动器来防止膝关节在停电时 过度伸展[44]。 3.2.2 密歇根大学设计的外骨骼 为保证设备的高输出−质量比和较高的安全 性，该设备由安装在碳纤维和聚丙烯材质的外壳 上的人造气动肌肉提供主动辅助，其中气体压力 来自固定式空气压缩机[45-47]。 3.2.3 Kinesis Kinesis 的目标人群是可以进行功能性恢复的 不完全脊髓损伤患者，比如可以短距离行走但是 需要依赖轮椅才能达到社区性步行能力的人 (通 常保留了髋关节屈肌的部分能力)。Kinesis 是一 台膝关节−踝关节−足部矫正器，在膝关节处有一 个主动驱动器，而在踝关节跖屈背屈方向有一个 被动的弹性元件。在控制方面，Kinesis 用力敏电 阻来探测足−地接触，用电位器来测量关节角位 置，用基于应变片的嵌入式惠斯通电桥来探测人− 机作用力矩[48] ，如图 7 所示。 (a) 密歇根大学踝关节 矫正器[52-54] (b) Kinesis[55] 图 7 模块化动力矫正器 Fig. 7 Modularized active orthosis Kinesis 有一些内置安全措施：机器人关节在 人移动的生理极限处的机械制动装置；在控制器 里限制的最低和最高位置，最大输出力矩，FES 脉 冲信号的持续时间和幅值以及用来切断所有硬件 能源的机械安全按钮[49]。 3.3 展望 动力矫正器由于患者患病的情况有极大的不 同，使得发明一个普适性强的设备变得很困难。 现用于治疗的矫正器多数是基于跑步机的设备 (比如 Locomat[3] )，因此设计一款在患者日常生活 中既能提供辅助又能提供治疗的、结构紧凑的、 能源自给的矫正器具有极大价值。 可移动性的问题是限制主动矫正器在医院外 应用的主要因素之一。本篇综述介绍的矫正器大 多数是都是无法能源自给的，它们都由一些诸如 空气压缩机、液压泵、或者电源的外部的能源供 应设备提供能量[50-58]。 主动矫正器也缺乏证明其有效性的定量实 验。与已有的辅助设备进行比较是一个有效的方 法 [59-63]。例如，若使用一台主动矫正器辅助患者 运动，而该患者还可以在 RGO 的辅助下运动，则 其实验结果就应与使用 RGO 的实验结果进行对 比。可用于比较的性能参数包括：运动过程中的 代谢值、行走速度、运动的可重复性和柔顺性、肌 肉疲劳度以及稳定性[64-69] 等。 4 基于 IMU 的下肢运动学实时解算 系统 下肢外骨骼作为融合了生物力学、神经性 学、设计学、控制理论、传感技术等多项技术的智 能设备，对各项技术均提出巨大挑战。其中，作 为系统判断为人体提供辅助力矩时机的依据，人 体运动学测量与解算技术发挥了不可替代的功 能。在下肢外骨骼的研究以及性能测试过程中， 人体下肢的动作捕捉一直依赖于基于高速摄像机 的光学动捕系统。而光学动捕系统由于其设备价 格高昂，场地受摄像机视野限制等缺点，一直难 以普及。与此同时，下肢外骨骼的轻量化、小型 化趋势使得下肢外骨骼对于应用小型化传感器的 需求愈发迫切。本文就此项关键技术提出一种基 于微传感器惯性测量单元的人体下肢关节运动学 测量与解算技术，并给出实验结果。 惯性测量单元 (IMU) 是一种集成了磁力计、 陀螺仪、加速度计的微型传感器，具有价格低，质 量轻，外形紧凑，可穿戴性好等优势，能够满足上 述需求。但是由于其测量的信号的特性，将其应 用于下肢运行学解算的算法仍处于研究中。本文 针对下肢外骨骼的研究、实现、测试等过程对下 肢运动学测量及解算系统这项关键技术的解决， 第 6 期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·883·

·884· 智能系统学报 第13卷 创新性地应用数据融合以及关节自由度拆分算 关节角度数据存在漂移，甚至噪声的累加会淹没 法，开发基于惯性测量单元的下肢运动学实时解 准确的关节角度信息。因此，很难通过直接将分 算系统。 别置于两肢体上的惯性测量单元的角速度之差积 4.1单自由度关节的关节转轴解算 分得到关节角度信息。而加速度中的重力加速度 单自由度关节的关节转轴的解算是下肢所有 和地磁在长期来看具有周期性好的特点，但是重 关节运动学解算的关键一步。由于惯性测量单元 力加速度容易被人体下肢运动所导致的加速度所 所测量的数据均以向量的形式表达在相应传感器 淹没，无法通过简单的滤波得到。地磁信号由于 固连系中，因此单自由度关节转轴向量也需要表 受周围铁磁性物体的影响较大，在短期来看会有 达在相应传感器固连系中。单自由度关节可简化 由于磁场扭曲导致的较大偏差。综上，关节运动 成如图8所示的铰链约束0，两杆件铰接，关节方 学解算需要融合多路信号，以避免因使用单一信 向向量在两杆上的固连坐标系[s]、[s2](即固连在 号导致的较大误差。 两个IMU上的坐标系)j1、j2。在本次应用中，由 于两个MU在人体表面无法处于同一个平面，因 此假设两杆上坐标方向未知。令关节角速度在固 连坐标系1、2中的向量是g1()、g2()在几何学上， g()、g()的差别只是关节的角速度和一个时变 的旋转矩阵。因此它们分别在各自坐标表示角度 平面（其法向量分别是关节方向向量j、)上的投 影的长度为零s7,即 lg1(t)×jik-lg2(t)×j2l2=0 应用高斯-牛顿算法可以求得关节轴向量j、 b 2在[s小、s]中的坐标。 [s.] 图9关节示意 Fig.9 Diagram of joint 图9中，—放置于肢体1的MU固连系， 放置于肢体2的MU固连系，[b一肢体1固连 系，[b}一肢体2固连系，[g}一惯性坐标系尽 管由于三自由度关节的角速度以及加速度信号耦 合了3个方向的信息，因此在解算过程中的 图8单自由度关节简化模型 R的解算需要将3个耦合在一起的自由度解耦， Fig.8 Simplified model of 1 DOF joint 并据此定义肢体固连系的3个坐标轴在传感器固 4.2三自由度关节的运动学解算 连系中的坐标，即肢体固连系相对于传感器固连 如图9所示，关节两端的肢体上各放置一个 系的方向余弦矩阵R。 惯性测量单元(MU),其中用[b]、[b]表示的肢 综上所述，三自由度关节的运动学解算问题 体固连系以关节垂直于矢状面的转轴为x轴，以 可分为如下两个步骤。 垂直于关节垂直于矢状面的转轴且沿肢体向上方 由于方向余弦矩阵可看做由坐标系1的各坐 向的轴为y轴，则[b]、[b2]在方位上只相差绕 标轴在坐标系2中的坐标构成的矩阵，因此在理 x轴的一个转角，那么在求得后关节角度即 论上可以通过定义惯性系在传感器固连系中的各 [b]相对[b]的绕x轴旋转的运动学信息即可轻 个轴来确定R。定义地磁向量m为惯性系的x轴， 易求出。 重力加速度g为惯性系的：轴，二者的叉乘向量 惯性测量单元测量的角速度、加速度和地磁 为惯性系的y轴，由于测量的加速度信号a包含 信号，分别投影在[s]、$2]中，具有各自不同的特 了重力加速度g并且在小幅运动中人体运动产生 点。角速度在短期内提供了最准确的信息，但是 的加速度频率较低，因此可以将低通滤波后的加 由于混杂在其中的噪声使得用角速度积分得到的 速度当作重力加速度，即：

创新性地应用数据融合以及关节自由度拆分算 法，开发基于惯性测量单元的下肢运动学实时解 算系统。 4.1 单自由度关节的关节转轴解算 单自由度关节的关节转轴的解算是下肢所有 关节运动学解算的关键一步。由于惯性测量单元 所测量的数据均以向量的形式表达在相应传感器 固连系中，因此单自由度关节转轴向量也需要表 达在相应传感器固连系中。单自由度关节可简化 成如图 8 所示的铰链约束[50] ，两杆件铰接，关节方 向向量在两杆上的固连坐标系 [s1 ]、[s2 ](即固连在 两个 IMU 上的坐标系) j1、j2。在本次应用中，由 于两个 IMU 在人体表面无法处于同一个平面，因 此假设两杆上坐标方向未知。令关节角速度在固 连坐标系 1、2 中的向量是 g1 (t)、g2 (t) 在几何学上， g1 (t)、g2 (t) 的差别只是关节的角速度和一个时变 的旋转矩阵。因此它们分别在各自坐标表示角度 平面 (其法向量分别是关节方向向量 j1、j2 ) 上的投 影的长度为零[57] ，即 ∥g1 (t)× j1∥2 −∥g2 (t)× j2∥2 = 0 应用高斯−牛顿算法可以求得关节轴向量 j1、 j2 在 [s1 ]、[s2 ] 中的坐标。 图 8 单自由度关节简化模型 Fig. 8 Simplified model of 1 DOF joint 4.2 三自由度关节的运动学解算 R b2 b1 如图 9 所示，关节两端的肢体上各放置一个 惯性测量单元 (IMU)，其中用 [b1 ]、[b2 ] 表示的肢 体固连系以关节垂直于矢状面的转轴为 x 轴，以 垂直于关节垂直于矢状面的转轴且沿肢体向上方 向的轴为 y 轴 ，则 [b1 ]、[b2 ] 在方位上只相差绕 x 轴的一个转角，那么在求得 后关节角度即 [b1 ] 相对 [b2 ] 的绕 x 轴旋转的运动学信息即可轻 易求出。 惯性测量单元测量的角速度、加速度和地磁 信号，分别投影在 [s1 ]、[s2 ] 中，具有各自不同的特 点。角速度在短期内提供了最准确的信息，但是 由于混杂在其中的噪声使得用角速度积分得到的 关节角度数据存在漂移，甚至噪声的累加会淹没 准确的关节角度信息。因此，很难通过直接将分 别置于两肢体上的惯性测量单元的角速度之差积 分得到关节角度信息。而加速度中的重力加速度 和地磁在长期来看具有周期性好的特点，但是重 力加速度容易被人体下肢运动所导致的加速度所 淹没，无法通过简单的滤波得到。地磁信号由于 受周围铁磁性物体的影响较大，在短期来看会有 由于磁场扭曲导致的较大偏差。综上，关节运动 学解算需要融合多路信号，以避免因使用单一信 号导致的较大误差。 R g S1 R g S1 R g b1 R g b1 Rb1 S1 Rb2 S2 j k i I J V K Z X Y w u v e1 e2 e3 A b U W [s1 ] [b1 ] [s2 ] [b2 ] [g] 图 9 关节示意 Fig. 9 Diagram of joint R b2 b1 R s b R s b 图9中，[s1 ]—放置于肢体1的IMU固连系，[s2 ]— 放置于肢体 2 的 IMU 固连系，[b1 ]—肢体 1 固连 系，[b2 ]—肢体 2 固连系，[g]—惯性坐标系尽 管由于三自由度关节的角速度以及加速度信号耦 合了 3 个方向的信息，因此在解算 过程中的 的解算需要将 3 个耦合在一起的自由度解耦， 并据此定义肢体固连系的 3 个坐标轴在传感器固 连系中的坐标，即肢体固连系相对于传感器固连 系的方向余弦矩阵 。 综上所述，三自由度关节的运动学解算问题 可分为如下两个步骤。 R s g 由于方向余弦矩阵可看做由坐标系 1 的各坐 标轴在坐标系 2 中的坐标构成的矩阵，因此在理 论上可以通过定义惯性系在传感器固连系中的各 个轴来确定 。定义地磁向量 m 为惯性系的 x 轴， 重力加速度 g 为惯性系的 z 轴，二者的叉乘向量 为惯性系的 y 轴，由于测量的加速度信号 a 包含 了重力加速度 g 并且在小幅运动中人体运动产生 的加速度频率较低，因此可以将低通滤波后的加 速度当作重力加速度，即： ·884· 智 能 系 统 学 报 第 13 卷

第6期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·885· m 同等挑战的不断涌现，能源供应、轻质量驱动器 a 以及有效的人机动力交互是所有的研究人员都不 nh:二al 得不面对的问题。显然，在很多可移动机器人领 nxXn: 域，尤其是诸如外骨骼等的仿人的机器人领域中， %=m.×nl 现有工业化产品无法满足能源、驱动和其他子系 R [n,ny,n.] 统的低重量、高效率的需求的问题逐渐暴露。 三自由度关节运动学信息的解耦就是在寻找 同时，下肢外骨骼的本体结构设计仍存在一 该关节3个方向的转轴，从而应用3个转轴定义 些问题需要解决。随着对在行走和其他动作中肌 肢体固连系[b]的各坐标轴在传感器固连系[s]中 肉和肌腱功能的理解的加深，更有效的外骨骼腿 的坐标，即求方向余弦矩阵。 现考虑对两自由度关节的解耦，即求解其两 部结构会被设计出来。基于能捕获人运动主要特 个转轴的坐标581。 点的实际机械元件的步态模型将会提高对人类腿 部形态与控制的理解，并提高外骨骼动力装置的 [ωlg=[w]k+w[ji]+ωzj]g 推重比。 而将这个算法放置于整个下肢上来看，上式 非拟人结构的研究将会提供在外骨骼结构方 中的o:和l是已知的。因为通过对单自由度 面的一些问题的解决方法，比如：机器人和佩戴 膝关节的解算可求得l,而oa作为一个标量等 于【olo在l上的投影。因此该问题再 者关节轴线共线的要求。而且在应用方面，还很 次转化成为求最小值问题，可用高斯-牛顿法求解。 少有人做“娱乐”外骨骼方面的工作，比如增强跑 将三自由度关节的转动解耦，求得3个相互 步和跳高能力的外骨骼，这个领域有可能是将来 垂直转轴在惯性系中的投影，可求得R:。则R 发展的重点。 可求。 除了使能技术机械结构设计之外，有很多关 将置于大腿、小腿的惯性测量单元（采样频 于实现外骨骼和主动矫正器的问题有待解决。关 率675Hz)测得的运动学信息带入到上述公式 于被困在外骨骼内部操作者的安全问题的问题还 中，并将应用高斯一牛顿算法解算出的关节轴向 有待研究。另外，在机械和神经上有效的人机交 量作为肢体固连系表达在传感器固连系的坐标 互也是未来的研究领域。 轴，解算出的膝关节夹角在矢状面中的投影如图10 参考文献： 所示。 [1]HEINLEIN R A.Starship troopers[M].New York:Put- 50 nam,1959 00200 [2]DICK J G,EDWARDS E A.Human bipedal locomotion device[P1.US:5016869,1991-05-21. 0 [3]LUNENBURGER L.COLOMBO G,RIENER R,et al -10 18 1920 2122×102 Clinical assessments performed during robotic rehabilita- 采样点 tion by the gait training robot Lokomat[Cl//Proceedings of 图10膝关节角度曲线图 the 9th International Conference on Rehabilitation Robot- Fig.10 Angle curve of knee joint ics.Chicago,IL,USA,2005:345-348. [4]INMAN V T,RALSTON H J,TODD F.Human 5结束语 walking[M].Baltimore:Waverly Press,1981 [5]POPOVIC M B.GOSWAMI A,HERR H M.Ground ref- 近年来，外骨骼和动力矫正器在各方面均取 erence points in legged locomotion:definitions,biological 得巨大进展。近10年来，人体生物力学领域的逐 trajectories and control implications[J].The international 渐成熟，为设计模拟人类运动的设备提供了生物 journal of robotics research,2005,24(12):1013-1032 学背景。电池与直流电机技术在近10年来取得 [6]VAN DEN BOGERT A J.Exotendons for assistance of 大幅进展，使得外骨骼的动力装置从BLEEX的 human locomotion[J].Biomedical engineering online. 液压驱动到如今以直流伺服电机驱动为主。计 2003.2:17. 算、检测、控制等技术的发展也为外骨骼机器人 [7]WINTER D A.International society of biomechanics,bio- 的发展铺平道路。 mechanical data resources,gait data[Z].(2002-11-24). 然而随着关于功能建立、能源自给、人机协 http://www.isbweb.org/data/.2018

nx = m ∥m∥ nz = a ∥a∥ ny = nx × nz ∥nx × nz∥ R g s = [ nx , ny , nz ] R b s 三自由度关节运动学信息的解耦就是在寻找 该关节 3 个方向的转轴，从而应用 3 个转轴定义 肢体固连系 [b] 的各坐标轴在传感器固连系 [s] 中 的坐标，即求方向余弦矩阵 。 现考虑对两自由度关节的解耦，即求解其两 个转轴的坐标[58]。 [ω2]g = [ω1]g +ωj1 [ j1 ] g +ωj2 [ j2 ] g 而将这个算法放置于整个下肢上来看，上式 中的 ωj3 和 [j3 ]g 是已知的。因为通过对单自由度 膝关节的解算可求得 [j3 ]g，而 ωj3 作为一个标量等 于 [ω2 ]g−[ω1 ]g 在 [j3 ]g 上的投影。因此该问题再一 次转化成为求最小值问题，可用高斯−牛顿法求解。 R s b R b2 b1 将三自由度关节的转动解耦，求得 3 个相互 垂直转轴在惯性系中的投影，可求得 。则 可求。 将置于大腿、小腿的惯性测量单元 (采样频 率 675 Hz) 测得的运动学信息带入到上述公式 中，并将应用高斯−牛顿算法解算出的关节轴向 量作为肢体固连系表达在传感器固连系的坐标 轴，解算出的膝关节夹角在矢状面中的投影如图 10 所示。 17 18 19 20 21 22 40 50 30 20 10 0 −10 关节角度/(°) 采样点 ×102 图 10 膝关节角度曲线图 Fig. 10 Angle curve of knee joint 5 结束语 近年来，外骨骼和动力矫正器在各方面均取 得巨大进展。近 10 年来，人体生物力学领域的逐 渐成熟，为设计模拟人类运动的设备提供了生物 学背景。电池与直流电机技术在近 10 年来取得 大幅进展，使得外骨骼的动力装置从 BLEEX 的 液压驱动到如今以直流伺服电机驱动为主。计 算、检测、控制等技术的发展也为外骨骼机器人 的发展铺平道路。 然而随着关于功能建立、能源自给、人机协 同等挑战的不断涌现，能源供应、轻质量驱动器 以及有效的人机动力交互是所有的研究人员都不 得不面对的问题。显然，在很多可移动机器人领 域，尤其是诸如外骨骼等的仿人的机器人领域中， 现有工业化产品无法满足能源、驱动和其他子系 统的低重量、高效率的需求的问题逐渐暴露。 同时，下肢外骨骼的本体结构设计仍存在一 些问题需要解决。随着对在行走和其他动作中肌 肉和肌腱功能的理解的加深，更有效的外骨骼腿 部结构会被设计出来。基于能捕获人运动主要特 点的实际机械元件的步态模型将会提高对人类腿 部形态与控制的理解，并提高外骨骼动力装置的 推重比。 非拟人结构的研究将会提供在外骨骼结构方 面的一些问题的解决方法，比如：机器人和佩戴 者关节轴线共线的要求。而且在应用方面，还很 少有人做“娱乐”外骨骼方面的工作，比如增强跑 步和跳高能力的外骨骼，这个领域有可能是将来 发展的重点。 除了使能技术机械结构设计之外，有很多关 于实现外骨骼和主动矫正器的问题有待解决。关 于被困在外骨骼内部操作者的安全问题的问题还 有待研究。另外，在机械和神经上有效的人机交 互也是未来的研究领域。 参考文献： HEINLEIN R A. Starship troopers[M]. New York: Put￾nam, 1959. [1] DICK J G, EDWARDS E A. Human bipedal locomotion device[P]. US: 5016869, 1991-05-21. [2] LUNENBURGER L, COLOMBO G, RIENER R, et al. Clinical assessments performed during robotic rehabilita￾tion by the gait training robot Lokomat[C]//Proceedings of the 9th International Conference on Rehabilitation Robot￾ics. Chicago, IL, USA, 2005: 345–348. [3] INMAN V T, RALSTON H J, TODD F. Human walking[M]. Baltimore: Waverly Press, 1981. [4] POPOVIC M B, GOSWAMI A, HERR H M. Ground ref￾erence points in legged locomotion: definitions, biological trajectories and control implications[J]. The international journal of robotics research, 2005, 24(12): 1013–1032. [5] VAN DEN BOGERT A J. Exotendons for assistance of human locomotion[J]. Biomedical engineering online, 2003, 2: 17. [6] WINTER D A. International society of biomechanics, bio￾mechanical data resources, gait data[Z]. (2002-11-24). http://www.isbweb.org/data/. 2018. [7] 第 6 期 衣淳植，等：下肢外骨骼研究进展及关节运动学解算综述 ·885·

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第6期 衣淳植，等：下肢外骨酪研究进展及关节运动学解算综述 ·887· gies[C]//Proceedings of 2005 IEEE International Confer- 1228-1239 ence Mechatronics and Automation.Niagara Falls,Ont., [45]KONG K,JEON D.Design and control of an exoskelet- Canada.2005:1099-1106. on for the elderly and patients[J].IEEE/ASME transac- [32]ONISHI T.ARAI T.INOUE K,et al.Development of the tions on mechatronics,2006.11(4):428-432. basic structure for an exoskeleton cyborg system[J].Arti- [46]MORI Y.TAKAYAMA K,NAKAMURA T.Develop- ficial life and robotics,2003,7(3):95-101. ment of straight style transfer equipment for lower limbs [33]法国RB3D公司.http:www.rb3d.com/en/[Z☑.2018 disabled[C]//Proceedings of 2004 IEEE International [34]KOSSO E V.A minimum energy exoskeleton[C]//Pro- Conference on Robotics and Automation.New Orleans, ceedings of Carnahan Conference on Electronic Prosthet- LA.USA.2004:2486-2491. ics.Carnahan,UK,1973:86-89. [47]HARTIGAN C,KANDILAKIS C,DALLEY S,et al. [35]PRATT J E,KRUPP B T,MORSE C J,et al.The Mobility outcomes following five training sessions with a RoboKnee:an exoskeleton for enhancing strength and en- powered exoskeleton[J].Topics in spinal cord injury re- durance during walking[C]//Proceedings of 2004 IEEE habilitation,2015,21(2):93-99 International Conference on Robotics and Automation. [48]QUINTERO H A,FARRIS R J,HARTIGAN C,et al.A New Orleans,LA,USA,2004:2430-2435. powered lower limb orthosis for providing legged mobil- [36]PIETRO F.Device for the automatic control of the articu- ity in paraplegic individuals[J].Topics in spinal cord in- lation of the knee applicable to a prothesis of the thigh[P]. jury rehabilitation,2011,17(1):25-33. US:2305291,1942-12-15 [49]SEEL T,SCHAUER T,RAISCH J.Joint axis and posi- [37]WALSH C J,ENDO K,HERR H.A quasi-passive leg tion estimation from inertial measurement data by exploit- exoskeleton for load-carrying augmentation[J.Interna- ing kinematic constraints[C]//Proceedings of 2012 IEEE tional journal of humanoid robotics,2007,4(3):487-506. International Conference on Control Applications. [38]GREGORCZYK K N,OBUSEK J P,HASSELQUIST L, Dubrovnik,Croatia,2012:45-49 et al.The effects of a lower body exoskeleton load car- [50]LAIDIG D,MULLER P,SEEL T.Automatic anatomical riage assistive device on oxygen consumption and kin- calibration for IMU-based elbow angle measurement in ematics during walking with loads[J].2006. disturbed magnetic fields[J].Current directions in bio- [39]JANSEN J F.BIRDWELL J F,BOYNTON A C,et al. medical engineering,2017,3(2):167-170. Phase I report DARPA Exoskeleton Program[Z].2003. [51]DEL-AMA A J,MORENO J C,GIL-AGUDO A,et al. [40]COLLINS S H,WIGGIN M B,SAWICKI G S.Redu- Online assessment of human-robot interaction for hybrid cing the energy cost of human walking using an un- control of walking[J].Sensors,2012,12(1):215-225. powered exoskeleton[J].Nature,2015,522(7555): [52]DEL-AMA A J,GIL-AGUDO A,PONS J L,et al.Hy- 212-215. brid gait training with an overground robot for people [41]GRIMMER M,ESLAMY M,GLIECH S,et al.A com- with incomplete spinal cord injury:a pilot study[J]. parison of parallel-and series elastic elements in an actu- Forntiers in human neuroscience,2014,8:298 ator for mimicking human ankle joint in walking and run- [53]HOLLANDER K W,ILG R,SUGAR T G,et al.An effi- ning[C]//Proceedings of 2012 IEEE International Confer- cient robotic tendon for gait assistance[J].Journal of bio- ence on Robotics and Automation.Saint Paul,MN,USA. mechanical engineering,2006,128(5):788-791. 2012:2463-2470 [54]BHARADWAJK.SUGAR T G.KOENEMAN J B,et al. [42]VUKOBRATOVIC M,BOROVA B,SURLA D,et al. Design of a robotic gait trainer using spring over muscle Scientific fundamentals of robotics 7:biped locomotion, actuators for ankle stroke rehabilitation[J].Journal of bio- dynamics,stability,control and application[M].New mechanical engineering,2005,127(6):1009-1013. York:Springer Verlag.1990. [55]AGRAWAL A.BANALA S K,AGRAWAL S K,et al. [43]STRAUSSER K A,KAZEROONI H.The development Design of a two degree-of-freedom ankle-foot orthosis for and testing of a human machine interface for a mobile robotic rehabilitation[Cl//Proceedings of the 9th Interna- medical exoskeleton[C]//Proceedings of 2011 IEEE/RSJ tional Conference on Rehabilitation Robotics.Chicago, International Conference on Intelligent Robots and Sys- IL,USA,2005:4144. tems.San Francisco,CA.USA.2011:4911-4916. [56]NIKITCZUK J,WEINBERG B,MAVROIDIS C.Re- [44]BANALA S K,AGRAWAL S K,FATTAH A,et al. hAbilitative knee orthosis driven by electro-rheological Gravity-balancing leg orthosis and its performance evalu- fluid based actuators[C]//Proceedings of 2005 IEEE Inter- ation[J].IEEE transactions on robotics,2006,22(6): national Conference on Robotics and Automation.Bar-

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