TWI846055B - 穿戴式腰部輔助外骨骼系統 - Google Patents
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Abstract
本發明除可外接空氣壓縮機外，仍可透過自主供氣隨時提供助力而不受場域限制。此外，配合充氣裝置及儲氣瓶，可透過壓力感測器自動精準控壓，精準維持設定目標壓力，藉可保留氣壓肌肉致動裝置之被動安全性能；再者，可藉NPSMC進行主動式安全系統控制，並藉由評估壓力值、角度值及肌電訊號，以回授控制氣壓肌肉致動裝置之壓力，使對於傳動元件控制可發揮良好補償效果；此外，藉可以肌電訊號作為意圖辨識依據，並透過不同手勢的表面肌電訊號，藉可令控制單元以快速切換不同助力模式，藉以提升本案之適用性，同時具有主動及被動安全性與助力效果。
Description
本發明係提供一種穿戴式腰部輔助外骨骼系統，尤指一種以氣壓肌肉致動裝置(如：氣壓肌肉致動器)驅動之腰部輔助外骨骼，協助輔助人於重複且繁重的抬舉任務，避免長時間的彎腰抬起動作而導致腰部受傷者。
按，目前現代工廠生產環境廣泛使用機械手臂或與工作相關之自動化設備於搬運重於人力的負荷，但仍有許多任務需要人工操作。根據勞動部勞動及職業安全衛生研究所的調查指出，肌肉骨骼傷病(Musculoskeletal Disorders,MSDs)在近年已成為勞工主要的職業傷害，且是造成工人工作能力下降的主要原因，其造成國家競爭力降低、社會及醫療成本增加。我國於2004年有研究統計並分析22,475份的台灣工人調查問卷，估計男女分別對應身體各部位的MSDs患病率，數據顯示不論性別下背部及腰部是最常見的MSDs部位。長期從事重複且繁重的搬運任務，被認為是下背部及腰部MSDs的高風險族群。因搬運重物時人體脊柱壓力相應提高，當壓力超出脊柱負荷，則可能造成椎間盤突出、職業性下背痛等與下背部及腰部有關之MSDs。
由於下背部及腰部肌肉骨骼傷病的情況在國外也很普遍，故針對此問題，各國相繼投入腰部輔助外骨骼的研究和開發。於2017年日本的Inose等
人前後開發兩代分別為內骨骼式(Endoskeleton-Type)、半內骨骼式(Semi-Endoskeleton-Type)的腰部輔助外骨骼並稱之為AB-Wear，其利用內骨骼式沒有外部關節及框架的特性，並採用氣壓肌肉致動器做為其驅動器，使整體重量維持在3kg以下，但缺點是內骨骼式難以在腰部產生足夠輔助力矩，因此需要額外設計放大輔助力矩的機構。除了以上所提及的腰部輔助外骨骼研究，日本Innophys公司生產名為Muscle Suit的腰部輔助外骨骼，其利用四根氣壓肌肉致動器產生輔助力，並提供兩種感測器判別穿戴者的舉起意圖，分別是觸摸式和吹氣式感測器，缺點是這兩種感測方式都不夠直接反應穿戴者的舉起意圖。
綜上所述，各國學者、研究單位及產業皆相繼開發腰部輔助外骨骼於解決下背部及腰部之肌肉骨骼傷病的問題，但目前腰部輔助外骨骼之輔助力大小及起身時間皆無法隨使用者應用場合而作相應改變。
此外，關於氣壓肌肉致動器自1900年有運動學之父之稱的Reuleaux所提出以橡膠管模擬生物肌肉的概念以來，人工肌肉致動器歷經水、油及空氣等工作介質及各種不同結構的發展。McKibben在20世紀50年代設計的McKibben肌肉是當前使用最廣泛的一種氣壓驅動人工肌肉，為編織式人工肌肉，其在彈性橡膠筒外以一定角度纏繞高強度纖維，在透過兩端的固定附件密封，因內部橡膠筒兩端及纖維編織層皆由兩端固定附件所固定，兩端固定件不僅具有傳遞力量的功能，也起到密封的作用。
再者，針對國內外可穿戴式腰部輔助外骨骼系統的研究現狀進行分析可發現，現有系統大多數具有體積大、重量重、控制複雜、價格昂貴、缺少可携式蓄能充氣機不能脫離室內在戶外環境進行使用等缺失；而可穿戴式腰部輔助外骨骼系統之設計，因應其穿戴式之設計，需著重於整體之輕量化設
計，並可以隨使用者四處移動隨時提供助力；惟缺少便携式空壓源使得目前的可穿戴式助力系統只能依靠較為笨重之空氣壓縮機提供壓縮空氣，此亦將大幅增加了系統之總重量，且極大的限制了使用者的活動範圍，同時，因為空氣壓縮機運行時會產生很大的振動和噪聲，且因體積大無法隨身携帶，故缺少空壓源將使得可穿戴式助力系統輕便的優越性無法具體顯現之。
另外，目前現有專利及產品都僅具備單一助力模式，也就是僅有一種固定的助力大小，不能依據實際搬運的物體重量進行不同助力的調整，不管搬重物或搬輕物都只能提供固定的助力大小，依據文獻顯示，助力大小超過搬運物件重量的50%即會造成穿戴者的安全疑慮，因此單一助力大小(模式)不具有安全性，有造成穿戴者受傷的疑慮。
有鑑於此，吾等發明人乃潛心進一步研究外骨骼之驅動，並著手進行研發及改良，期以一較佳發明以解決上述問題，且在經過不斷試驗及修改後而有本發明之問世。
爰是，本發明之目的係為解決前述問題，為達致以上目的，吾等發明人提供一種穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其包含：一本體，其設有一驅動裝置，該驅動裝置對應連結一氣壓肌肉致動裝置；一髖關節模組，該氣壓肌肉致動裝置係傳動連結於該髖關節模組，並透過該驅動裝置供氣致動以樞轉傳動於該髖關節模組；以及一大腿助力裝置，其係對應組設於該髖關節模組，該氣壓肌肉致動裝置係傳動連結於該大腿助力裝置，並透過該驅動裝置供氣致動以樞轉傳動於該大腿助力裝置。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，更包含一壓力量測單元，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置，藉以量測該驅動裝置提供予該氣壓肌肉致動裝置之壓力值；一彈性元件，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置，該氣壓肌肉致動裝置相對該壓力量測單元係配置一抵掣件，該彈性元件一端係組設於該壓力量測單元，另端係組設於該抵掣件；一角度感測單元，其係設置於該髖關節模組，藉以偵測該髖關節模組樞轉之角度值；以及一控制單元，其係耦接於該驅動裝置、該壓力量測單元及該角度感測單元，藉以依據該壓力值及該角度值以回授控制該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，更包含一手臂穿戴式肌電手環感測單元，其係耦接於該控制單元；該手臂穿戴式肌電手環感測單元係用以量測至少一肌電訊號，並傳輸至該控制單元，該控制單元係依據該肌電訊號以辨識其穿戴者手勢之動作，藉以依據所述肌電訊號對應的助力目標值(助力模式)及該角度值以回授控制該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該髖關節模組之力矩與該氣壓肌肉致動裝置驅動之拉力關係，係滿足下式1：τ=2F PMA ．R (式1)
其中，τ為該髖關節模組施加之扭矩向量，F PMA 為該氣壓肌肉致動裝置輸出力，R為力臂。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該控制單元係透過新型代理滑模控制(NPSMC)，以依據該壓力值及該角度值以回授控制並補償該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該氣壓肌肉致動裝置更設有一連接件，該髖關節模組更設有一傳動元件，該連接件係連結於該傳動元件，且該傳動元件更設有一第一傳動件與一第二傳動件，該傳動元件係藉由
該第一傳動件連結於該連接件，另該傳動元件藉由該第二傳動件連結於該大腿助力裝置；且該氣壓肌肉致動裝置係分別連接並傳動於該傳動元件、該第一傳動件與該第二傳動件。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該本體更設有一架體，該氣壓肌肉致動裝置係組設於該架體，且該架體對應該髖關節模組更設有一背板，又該髖關節模組更設有一腰帶，該腰帶係設於該傳動元件，且該大腿助力裝置更包含一板體及一固定件，該板體及該固定件係用以固定於一肢體。
據上所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，除可以外接空氣壓縮機之氣壓源外，更包含一充氣裝置，其設有一儲氣瓶，且該充氣裝置係對應連接並供氣於該氣壓肌肉致動裝置，因此在沒有空氣壓縮機之氣壓來源之環境中，仍可透過自主供氣隨時提供所需助力而不受場域限制。
是由上述說明及設置，顯見本發明主要具有下列數項優點及功效，茲逐一詳述如下：
1.相較於習用之腰部輔助外骨骼機器人大多為電動馬達，具剛性大、重量重且缺乏柔順性的問題，本發明結合氣壓肌肉致動裝置與腰部輔助外骨骼系統，可大幅降低其重量及體積，令其可輕量化設置，以利於使用者進行穿戴，並可提供助力以輔助穿戴者進行施力，使可利於進行復健或進行負荷之作業，藉可降低相關職業傷害，與此同時，仍具有高度之安全性及穩定性者。
2.本發明透過手臂穿戴式肌電手環感測單元之設置，藉可以肌電訊號作為意圖辨識依據，並透過不同手勢的表面肌電訊號，藉可令控制單元可據以快速切換不同助力模式，使可滿足穿戴者於不同助力條件下的需求，提供四種不同的輔助模式，藉以提升本發明之適用性者。同時也從表面肌電訊號顯示，本發明能有效減輕穿戴者腰部之負擔，且本發明透過控制單元之配置，使可藉由線性擴張狀態觀測器的新型代理滑模控制器NPSMC進行主動式安全之系統控制，
並藉由評估氣壓肌肉致動裝置之壓力值、髖關節模組樞轉之角度值及使用者之肌電訊號，以回授控制該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力，使對於單一氣壓肌肉致動裝置搭配髖關節模組之傳動元件控制可發揮良好的補償效果，使最大誤差均在5%內，同時具有主動及被動安全性與助力效果。
3.本發明為避免輔助力因誤觸開關控制而造成穿戴者之危險，因此在本發明未啟動輔助力時，因與不銹鋼棒連接之鋼索藉由彈簧保持張力，故使系統可以自由移動，且鋼索因彈簧可以回復至原始位置；而當本發明啟動輔助力時，藉由比例調壓閥輸出壓力至兩根氣壓肌肉致動裝置之氣接口，兩根氣壓肌肉致動裝置作用而收縮，當收縮至鋼索的位置時，鋼索帶動之大腿護板受穿戴者大腿阻擋而不會移動，因此氣壓肌肉致動裝置與不銹鋼棒之間產生作用力與反作用力即可藉由荷重元量測到。
4.本發明除可以外接空氣壓縮機之氣壓源外，也可以透過充氣裝置及儲氣瓶之設置，並結合氣壓肌肉致動裝置及腰部輔助外骨骼系統之驅動結構，藉可令本發明整體可輕量化設置，並可透過自動精準控壓，精準維持設定目標壓力不過度加壓，充飽自動切斷輸出，可防止氣壓過高危險，並可以在沒有空氣壓縮機之氣壓來源之環境中，仍可透過自主供氣隨時提供所需助力而不受場域限制。
1:本體
11:驅動裝置
12:氣壓肌肉致動裝置
121:連接件
122:繩體
123:彈性元件
124:抵掣件
125:充氣裝置
1251:儲氣瓶
13:髖關節模組
131:傳動元件
131a:第一傳動件
131b:第二傳動件
132:腰帶
133:角度感測單元
14:大腿助力裝置
141:板體
15:架體
16:背板
161:穿戴件
17:壓力量測單元
18:控制單元
19:手臂穿戴式肌電手環感測單元
[第1圖]係本發明之系統架構圖；[第2圖]係本發明整體之立體示意圖；
[第3圖]係本發明之後視圖示意圖；[第4圖]係本發明之氣壓肌肉致動裝置作動示意圖；[第5圖]係本發明之氣壓肌肉致動裝置工作原理圖；[第6圖]係本發明之手臂穿戴式肌電手環感測單元內建五種預設手勢的判斷圖；[第7a圖]係本發明30牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之系統響應；[第7b圖]係本發明30牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制誤差；[第7c圖]係本發明30牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制電壓；[第8a圖]係本發明60牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之系統響應；[第8b圖]係本發明60牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制誤差；[第8c圖]係本發明60牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制電壓；[第9a圖]係本發明90牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之系統響應；[第9b圖]係本發明90牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制誤差；[第9c圖]係本發明90牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制電壓；[第10a圖]係本發明120牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之系統響應；[第10b圖]係本發明120牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制誤差；[第10c圖]係本發明120牛頓米輔助力矩五階軌跡追蹤控制之控制電壓；[第11a圖]係本發明30牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之系統響應；[第11b圖]係本發明30牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制誤差；[第11c圖]係本發明30牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之估測總干擾；[第11d圖]係本發明30牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制電壓；[第12a圖]係本發明60牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之系統響應；[第12b圖]係本發明60牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制誤差；[第12c圖]係本發明60牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之估測總干擾；[第12d圖]係本發明60牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制電壓；
[第13a圖]係本發明90牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之系統響應；[第13b圖]係本發明90牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制誤差；[第13c圖]係本發明90牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之估測總干擾；[第13d圖]係本發明90牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制電壓；[第14a圖]係本發明120牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之系統響應；[第14b圖]係本發明120牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制誤差；[第14c圖]係本發明120牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之估測總干擾；[第14d圖]係本發明120牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制之控制電壓；[第15a圖]係本發明模擬鋼索斷裂軌跡控制之系統響應；[第15b圖]係本發明模擬鋼索斷裂軌跡控制之控制誤差；[第15c圖]係本發明模擬鋼索斷裂軌跡控制之放大控制誤差；[第15d圖]係本發明模擬鋼索斷裂軌跡控制之控制電壓；[第16a圖]係本發明快速切換步階軌跡控制之系統響應；[第16b圖]係本發明快速切換步階軌跡控制之控制誤差；[第16c圖]係本發明快速切換步階軌跡控制之放大控制誤差；[第16d圖]係本發明快速切換步階軌跡控制之控制電壓；[第17a圖]係本發明原始sEMG訊號；[第17b圖]係本發明原始sEMG訊號之頻譜圖；[第18a圖]係本發明濾波處理後sEMG訊號；[第18b圖]係本發明濾波處理後sEMG訊號之頻譜圖；[第19a圖]係本發明彎腰舉起動作之三軸加速度；[第19b圖]係本發明彎腰舉起動作之三軸加速度之sEMG訊號圖；[第20圖20]係本發明各重量之iEMG結果比較圖。
關於吾等發明人之技術手段，茲舉數種較佳實施例配合圖式於下文進行詳細說明，俾供 鈞上深入了解並認同本發明。
請先參閱第1圖至第5圖所示，本發明係一種穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其包含：一本體1，其設有一驅動裝置11，該驅動裝置11對應連結一氣壓肌肉致動裝置12，在一實施例中，該氣壓肌肉致動裝置12係由橡膠筒、纖維編織網與連接接頭組成；一髖關節模組13，該氣壓肌肉致動裝置12係傳動連結於該髖關節模組13，並透過該驅動裝置11供氣致動以樞轉傳動於該髖關節模組13；以及一大腿助力裝置14，其係對應組設於該髖關節模組13，該氣壓肌肉致動裝置12係傳動連結於該大腿助力裝置14，並透過該驅動裝置11供氣致動以樞轉傳動於該大腿助力裝置14；藉此，當驅動裝置11輸出壓力予氣壓肌肉致動裝置12時，該氣壓肌肉致動裝置12受壓力作用而收縮，進而帶動髖關節模組13與大腿助力裝置14進行樞轉。
就髖關節模組13配置而言，在一實施例中，該氣壓肌肉致動裝置12與該髖關節模組13間係設有一連接件121，該髖關節模組13係設有一傳動元件131，該連接件121係連結於該傳動元件131，且該傳動元件131更設有一第一傳動件131a與一第二傳動件131b，該傳動元件131係藉由該第一傳動件131a連結於該連接件121，另該傳動元件131藉由該第二傳動件131b連結於該大腿助力裝置14；且該氣壓肌肉致動裝置12係分別連接並傳動於該傳動元件131、該第
一傳動件131a與該第二傳動件131b；具體而言，該第一傳動件131a與該第二傳動件131b係可配置為一滑輪，而氣壓肌肉致動裝置12係配置有至少一接氣口，藉以令驅動裝置11可透過氣管連接於接氣口，並藉由輸出壓力予氣壓肌肉致動裝置12，致使氣壓肌肉致動裝置12可受壓力作用而予以伸張或收縮，而氣壓肌肉致動裝置12係可透過配置一繩體122，如：鋼索，藉以繞設於傳動元件131、該第一傳動件131a與該第二傳動件131b，藉此，於氣壓肌肉致動裝置12伸張或收縮時，透過繩體122而對傳動元件131、該第一傳動件131a與該第二傳動件131b同步轉動，藉以如前述者，可令髖關節模組13予以樞轉，進而帶動大腿助力裝置14樞轉而可予以模擬人體搬物之動作，藉以達致其助力之效果。
而本發明穿戴式腰部輔助外骨骼系統之整體配置，其本體1主要係包含一架體15，該氣壓肌肉致動裝置12係組設於該架體15，且於一實施例中，該架體15對應該髖關節模組13更設有一背板16，該背板16係組設一穿戴件161(如：肩背帶)；此外，在一實施例中，該髖關節模組13設有一腰帶132，該腰帶132係設於該傳動元件131；又該大腿助力裝置14更包含一板體141及一固定件(圖未繪示)，該板體141及該固定件係用以固定於一肢體；藉使該架體15係可利用穿戴件161以配置對應於穿戴者之背部，該腰帶132係可用以配置為對應於穿戴者之髖部(腰部以下)，並用以傳動於該髖關節模組13；且該大腿助力裝置14係可用以配置為對應於穿戴者之腿部，並用以傳動於該大腿助力裝置14；在一具體之實施例中，每一大腿助力裝置14係配置有二氣壓肌肉致動裝置12，而為令穿戴者之兩腿皆可穿戴之，此時，即須配置有四氣壓肌肉致動裝置12，使完整地為穿戴者之腰部提供輔助力，其中，氣壓肌肉致動裝
置12係可選用FESTO的氣壓肌肉致動器；而驅動裝置11係可為對應之比例調壓閥；另就本發明之系統配置而言，為令本發明可柔順的提供腰部輔助力，使避免對穿戴者造成傷害，故在一實施例中，係可透過設置一壓力量測單元17，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置12，藉以量測該驅動裝置11提供予該氣壓肌肉致動裝置12之壓力值；一彈性元件123，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置12，該氣壓肌肉致動裝置12相對該壓力量測單元17係配置一抵掣件124(如：不銹鋼棒)，該彈性元件123一端係組設於該壓力量測單元17，另端係組設於該抵掣件124；一角度感測單元133，其係設置於該髖關節模組13，藉以偵測該髖關節模組13樞轉之角度值；以及一控制單元18，其係耦接於該驅動裝置11、該壓力量測單元17及該角度感測單元133，藉以依據該壓力值及該角度值以回授控制該驅動裝置11驅動該氣壓肌肉致動裝置12之壓力；而對於氣壓肌肉致動裝置12之可攜式充氣配置而言，該系統除可以外接空氣壓縮機之氣壓源外，在一實施例中，係更包含一充氣裝置125，其設有一儲氣瓶1251，且該充氣裝置125係對應連接並供氣於該氣壓肌肉致動裝置12；藉此，本發明在沒有空氣壓縮機之氣壓來源之環境中，仍可透過充氣裝置125自主供氣隨時提供所需助力而不受場域限制，且本發明係可透過電動打氣機的設計原理以配置小型之儲氣瓶1251，藉使具有恆定輸出壓力之充氣裝置125，並透過結合前述之配置，藉以令本發明整體可輕量化配置，使利於進行攜帶，並可具有自動精準控壓之功能性，配合壓力量測單元17之設置，藉可精準維持充氣裝置125所設定之供予氣壓肌肉致動裝置12之目標壓力，藉可
防止過度加壓，並可於充飽後自動切斷輸出，使可防止氣壓過高之危害，使更進一步提升本發明整體之安全性者。
而為更進一步滿足外骨骼與人體運動的跟隨性，並透過穿戴者動作之意圖進行輔助力之輸出控制，故在一實施例中，係可透過進一步配置一手臂穿戴式肌電手環感測單元19，其係耦接於該控制單元18；該手臂穿戴式肌電手環感測單元19係用以量測穿戴者之至少一肌電訊號，並傳輸至該控制單元18，令控制單元18可依據該肌電訊號以辨識穿戴者手勢之動作意圖，該手臂穿戴式肌電手環感測單元19係可據以感測穿戴者之手臂位置及狀態，且其重量輕，可利於穿戴者據以穿戴之，而手臂穿戴式肌電手環感測單元19所量測之肌電訊號係可傳輸至該控制單元18，藉以令該控制單元18可依據所述肌電訊號以辨識穿戴者之動作意圖，並同時依據所述肌電訊號對應的助力目標值(助力模式)及該角度值以回授控制該驅動裝置11驅動該氣壓肌肉致動裝置12之壓力者，進而達致提供精確輔助力之功效。
此外，請參閱第6圖所示，其係該手臂穿戴式肌電手環感測單元19內建五種預設手勢的判斷，可將手勢判斷用於腰部輔助外骨骼系統之輔助模式切換，據以感測穿戴者之手臂肌肉的強度，藉以判斷穿戴者是否已握緊物體，且其重量輕，可利於穿戴者據以穿戴之，而手臂穿戴式肌電手環感測單元19所量測之肌電訊號係可傳輸至控制單元18，藉以令控制單元18可依據該肌電訊號以辨識穿戴者之手勢動作，並同時依據壓力值及角度值以回授控制該驅動裝置11驅動該氣壓肌肉致動裝置12之壓力，進而達致提供精確輔助力之功效。
其中，壓力量測單元17係可配置為荷重元，在一實施例中，採拉壓雙向電壓輸出，並可配合設置一訊號放大器，藉以透過調整內部電阻來改
變放大倍率，使其輸出電壓訊號放大以達到可量測的範圍，且內建濾波電路來減少雜訊放大的問題。
就角度感測單元133之設置，其係可為絕對型角度編碼器，其軸保持固定，其特色在於，絕對型編碼器所量測的值即為當前角度值，不需進行復歸動作即可得到數據，如此可提高系統的穩定性並減少誤差產生的可能。
就控制單元18之配置，其係可透過嵌入式系統，在程式開發上，透過LabVIEW圖控式軟體可以由設計程式流程圖及拉線完成程式撰寫，相較於傳統程式語言設計開發速度快，且有效降低系統初期開發成本。
藉由前述配置，本發明穿戴式腰部輔助外骨骼系統之作動原理係藉由四根氣壓肌肉致動裝置12收縮帶動鋼索移動，而鋼索通過滑輪組將直線運動轉為旋轉運動，配合大腿板體141(如：護板)及固定件傳遞輔助力矩至穿戴者腰部，以協助穿戴者搬物動作。
在實際控制時可搭配比例調壓閥控制氣壓肌肉致動裝置12內部壓力，調整氣壓肌肉致動裝置12的輸出力與位移。由於編織纖維網相較於橡膠管來說剛性更強，因此在氣壓肌肉致動裝置12充氣時我們可以將編織纖維網長度視為常數。假設氣壓肌肉致動裝置12的編織纖維網拉長成線，兩端固定在膨脹後的氣壓肌肉致動裝置12上，如第4圖所示，可得編織纖維網各幾何參數的函數關係如下[數學式1]與[數學式2]所示：[數學式1]L=l cosθ
其中，L為氣壓肌肉致動裝置12實際長度；L 0為氣壓肌肉致動裝置12初始長度；D為氣壓肌肉致動裝置12實際外徑；l為單根纖維之長度；n為纖維纏繞圈數；θ為纖維編織角度。
當氣壓肌肉致動裝置12膨脹時氣壓肌肉致動裝置12的體積也會增加。氣壓肌肉致動裝置12內部體積可使用圓柱體積公式如下[數學式3]所示：
將[數學式1]、[數學式2]及[數學式3]結合，可得如下[數學式4]所示：
當氣壓肌肉致動裝置12充氣到最大收縮量時，氣壓肌肉致動裝置12達到平衡，由[數學式4]可得如下[數學式5]所示：
由[數學式5]可知，當氣壓肌肉致動裝置12達到最大收縮量時，編織纖維網的傾斜角度達到θmax=54.7°時，氣壓肌肉致動裝置12的體積也達到最大值，而氣壓肌肉致動裝置12內部的空氣減少時，其彈力會使氣壓肌肉致動裝置12回復到未充氣時的狀態，此即氣壓肌肉致動裝置12的柔性。
續請參閱第5圖所示，其係本發明之氣壓肌肉致動裝置12之工作原理圖，通過輸入壓力在內部產生收縮力，驅動負載移動。但其結構有別於一
般氣壓缸為固定截面積，氣壓肌肉致動裝置12在運動過程中其缸徑是時變的，因此其輸出力不是由壓力唯一決定。在不考慮氣壓肌肉致動裝置12的幾何結構，本發明運用能量守恆定律建立氣壓肌肉致動裝置12輸入壓力與輸出力的非線性關係。首先假設在某一平衡狀態下，氣壓肌肉致動裝置12有一虛位移，則其內部體積會產生變化，透過虛功原理將輸入的功係如下[數學式6]所示：[數學式6]dW in =(P-P e )dV
其中，P為氣壓肌肉致動裝置12內部絕對壓力，P e 為大氣壓力，dV為氣壓肌肉致動裝置12內部微小體積變化。同理輸出的功係如下[數學式7]所示：[數學式7]dW out =-F PMA dL
其中F PMA 為氣壓肌肉致動裝置12的輸出力，dL為氣壓肌肉致動裝置12微小長度變化。根據能量守恆定律，假設系統無能量損耗或能量儲存，則輸入所做的功恆等於輸出所做的功，即得到如下[數學式8]所示：[數學式8]dW in =dW out
將[數學式6]及[數學式7]代入[數學式8]可得如下[數學式9]所示：
將[數學式1]、[數學式2]、[數學式3]及[數學式4]代入[數學式9]可得如下[數學式10]所示：
且由[數學式9]與[數學式10]可將氣壓肌肉致動裝置12之等效作用面積
定義為如下[數學式11]所示：
氣壓肌肉致動裝置12輸出力F PMA 是藉由比例調壓閥控制氣壓肌肉致動裝置12腔內絕對壓力P來達成。比例調壓閥是非常精密且複雜的元件，其動態特性需由高階非線性微分方程才能完整描述；然而在本發明的應用中，由於比例調壓閥的頻寬遠大於氣壓肌肉致動裝置12及其負載，因此本發明將比例調壓閥之動態以二階線性微分方程式來描述，其輸入電壓與輸出壓力之間之動態如下[數學式12]所示：
其中，P為輸出壓力，u為輸入電壓，K v 為比例調壓閥的靜態增益，ω n 為自然頻率，ξ為阻尼比。將[數學式12]代入[數學式10]可得氣壓肌肉致動裝置12之數學模型如下[數學式13]所示：
將[數學式13]從頻域轉為時域為如下[數學式14]所示：
[數學式14]即為輸入電壓與氣壓肌肉致動裝置12輸出力的關係式。
本發明穿戴式腰部輔助外骨骼系統係透過一比例調壓閥輸出壓力同時供給兩根並聯之氣壓肌肉致動裝置12，而兩根並聯之氣壓肌肉致動裝置12產生的力即為荷重元所量測的拉力，而此拉力使得本發明穿戴式腰部輔助外骨骼系統相對於滑輪組會產生一個τ為力矩，F PMA 為該氣壓肌肉致動裝置12輸出力，且R為力臂。故本發明穿戴式腰部輔助外骨骼系統的數學模型係如下[數學式15]所示：[數學式15]τ=2F PMA ．R
由[數學式15]可得如下[數學式16]、[數學式17]、[數學式18]所示：
將[數學式16]、[數學式17]、[數學式18]代入[數學式14]可得如下[數學式19]所示：
因兩根並聯之氣壓肌肉致動裝置12中間有彈簧來保證鋼索維持張力，故系統動態有受彈簧力影響，假設該彈簧力視作一外在干擾d(t)，[數學式19]需修正為如下[數學式20]所示：
若定義狀態x 1=τ、x 2=τ，則腰部輔助外骨骼系統的數學模型的狀態空間可表示為如下[數學式21]所示：
令
，則[數學式21]可化簡為如下[數學式22]所示：
本發明主要係用於直接與人體連接帶動穿戴者進行助力，因此除了基本助力功能外，安全性考量為第一要點，故為防止助力過程中可能有非預期的突發狀況使追蹤誤差變大，此時若系統提供過大的輔助力則可能會對穿戴者造成傷害，因此，本發明在一實施例中，係透過基於安全性的新型代理滑模控制(NPSMC)，於小誤差時擁有PID(Proportional-Integral and Derivative，比例-積分微分)控制器的追蹤精度，且可保證大誤差時平滑的追蹤響應，避免穿戴者受
傷；並透過利用線性擴張狀態觀測器(LESO)來估測系統模型與外部干擾，藉以達致前述安全性之目的，惟其僅係舉例說明，並不以此作為限定。
為驗證本發明透過之NPSMC於腰部輔助外骨骼系統之輔助力矩控制有良好控制效果，進行模擬場景的輔助力矩追蹤控制實驗。且為進一步驗證NPSMC的控制性能，以下進行兩種測試，分別是強健性、安全性測試。強健性測試目的為測試控制系統在固定控制器參數下，針對不同目標軌跡的系統響應是否具有強健性。安全性測試則是測試控制系統的安全性，因NPSMC原先是基於安全控制而設計的，故通過安全性測試驗證NPSMC不失去原有安全性。
本發明結合可變輔助模式功能，針對不同的搬運任務的需求，可切換不同的輔助力矩模式。同時因實際搬運任務，於不同場景所需的輔助力矩大小皆不同，且抬舉速度也不同，若抬舉物重量過重而輔助力矩不足，當抬舉速度過快，會造成穿戴者承受過度的衝擊而受傷。故為保障安全，本發明根據不同搬運任務，設計不同輔助力矩大小和抬舉時間，規劃一條位置、速度及加速度都連續的輔助力矩軌跡，確保平滑的輔助軌跡。針對此需求，本發明採用五階軌跡規劃方程式，如下[數學式23]所示：[數學式23]y(t)=a 0+a 1 t+a 2 t 2+a 3 t 3+a 4 t 4+a 5 t 5
其中：
且
、
及
分別為時間t為0位置、速度及加速度，t f 是抵達目
標的時間，
、
、
則是抵達目標的位置、速度及加速度。在腰部輔助外骨
骼系統的控制實驗中，設計
、
、
及
為0，則[數學式23]可改寫為如下[數學式24]所示：
其中
。通過設計h及抵達目標的時間t f ，可得到五階輔助力矩軌跡。以下案例一至三係模擬三種腰部輔助的應用場景，對於不同場景的輔助需求，設計不同五階輔助力矩目標軌跡，並進行腰部輔助外骨骼系統之輔助力矩軌跡追蹤控制實驗。
案例一，物流搬運場景
此場景的腰部輔助需求為輕負載貨品的抬舉任務，針對此場景設定為10kg重物的抬舉任務需求，且假設搬運時重物距離L5/S1腰椎為0.3米，故重物相應對上半身產生30牛頓米的力矩，為輔助及抵銷此力矩之腰部輔助外骨骼
系統需產生30牛頓米的輔助力矩才能滿足所需。故針對物流搬運場景的快速搬運需求，設計五階輔助軌跡目標時間為5秒，符合快速搬運的任務需求，且避免目標時間太短導致腰部輔助外骨骼系統可能造成的衝擊過大。實驗開始前，系統會先預壓2bar確保大腿護板貼附在大腿上，才進行輔助力矩軌跡追蹤控制實驗。物流搬運場景之五階軌跡參數及NPSMC參數如[表1]所示。實驗結果如第7a、7b、7c圖所示，結果顯示整體誤差維持在2Nm以下，且能穩定的追蹤目標軌跡。
案例二，工廠生產場景
此場景的腰部輔助需求為中或重負載貨品的抬舉任務，針對此場景設定中負載為20kg重物抬舉任務需求，而重負載為30kg重物的抬舉任務需求。同上假設搬運時重物距離L5/S1腰椎為0.3米，故20kg重物相應對上半身產生60牛頓米的力矩，而30kg重物相應對上半身產生90牛頓米的力矩，為輔助及抵銷此力矩腰部輔助外骨骼系統需分別產生60牛頓米及90牛頓米的輔助力矩才能滿足所需。通過五階軌跡規劃設計之目標大小及時間，較大的輔助力矩目標，需設定軌跡到達時間，以維護穿戴者安全。本發明設定目標到達時間分別為7.5秒和10秒。實驗開始前，系統會先預壓2bar確保大腿護板貼附在大腿上，才進行輔助力矩軌跡追蹤控制實驗。模擬工廠生產場景之五階軌跡參數及NPSMC參數如[表2]所示。60牛頓米五階輔助力矩軌跡追蹤響應如第8a、8b、8c圖所示，而90牛頓米五階輔助力矩軌跡追蹤響應如第9a、9b、9c圖所示，結果顯示整體誤差皆維持在2.5Nm以下，且能穩定的追蹤目標軌跡。
案例三，醫療照護場景
針對此腰部輔助應用場合，考慮患者體重80公斤，穿戴者利用腰部輔助外骨骼協助患者50%的體重支撐，故等同於搬起40公斤重物，同上假設搬運時重物距離L5/S1腰椎為0.3米，故40kg重物相應對上半身產生120牛頓米的力矩，為輔助及抵銷此力矩，腰部輔助外骨骼系統需產生120牛頓米的輔助力矩才能符合所需。因搬運患者需小心且緩慢進行移動，故設計模擬場景之五階輔助軌跡目標抵達時間為15秒，避免抬舉速度過快可能造成患者不適，以符合醫療照護的任務需求。實驗開始前，系統會先預壓2bar確保大腿護板貼附在大腿上，才進行醫療照護場景之五階輔助力矩軌跡追蹤控制實驗。醫療照護場景之五階軌跡參數及NPSMC參數如[表3]所示。實驗結果如第10a、10b、10c圖所示，結果顯示整體誤差維持在3Nm以下，且能穩定的追蹤目標軌跡。
根據前述案例一至三模擬場景之軌跡追蹤控制實驗結果，可以得知NPSMC用於腰部輔助外骨骼系統的輔助力矩控制的可行性。而為進一步驗證所設計之NPSMC的控制性能，以下進行控制系統的強健性測試。採用一組使控制系統穩定的控制器參數進行測試，其控制器參數如[表1]所示，測試在同一組控制器參數下，對應不同目標相同時間的軌跡追蹤控制，其軌跡同樣以五階軌跡
規劃，目標到達時間皆為10秒。第11a、11b、11c、11d圖為輔助目標為30牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制結果，結果顯示誤差維持在1牛頓米內；第12a、12b、12c、12d圖為輔助目標為60牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制結果，結果顯示誤差維持在2牛頓米內；第13a、13b、13c、13d圖為輔助目標為90牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制結果，結果顯示誤差維持在3.5牛頓米內；第14a、14b、14c、14d圖為輔助目標為120牛頓米NPSMC軌跡追蹤控制結果，結果顯示誤差維持在5牛頓米內。將不同目標實驗結果的最大絕對誤差統計如[表5]所示，結果顯示不同目標對應最大絕對誤差沒有偏移或放大太多，表示NPSMC通過LESO的估測系統總干擾補償，增加控制系統之強健性。
考慮系統可能發生情況，本發明之腰部輔助外骨骼系統通過氣壓肌肉致動裝置12帶動鋼索移動，而當鋼索所受張力過大，可能有斷裂風險。故安全性測試首先模擬鋼索突然斷裂的情形，當鋼索突然斷裂時，荷重元因為鋼索張力消失而量測拉力瞬間為0，而所對應的輔助力矩也會為0，故本發明模擬鋼索斷裂的力矩軌跡為：首先由五階軌跡規劃120牛頓米、7.5秒輔助力矩軌跡，當到達目標後，停留2.5秒，模擬鋼索發生斷裂力矩軌跡突然掉到0。接著根據系統響應
驗證控制系統是否具備安全性。[表6]為安全性測試的NPSMC控制器參數，第15a、15b、15c、15d圖為模擬鋼索斷裂軌跡控制實驗結果，根據實驗結果，可發現系統在五階規劃階段能穩定追蹤輔助力矩軌跡，而當鋼索斷裂時，軌跡突然掉到0，而系統響應也能透過NPMSC進行平滑的追蹤。
為了進一步驗證所設計的NPSMC的安全性，設計快速切換步階軌跡，每隔5秒即改變步階的目標值，且步階的變化量皆在60牛頓米以上、最大變化量為120牛頓米，以此驗證NPSMC控制下的控制系統安全性。快速切換步階安全性測試的NPSMC控制器參數同[表6]，第16a、16b、16c、16d圖為實驗結果。由實驗結果可以看出，系統在快速切換步階軌跡，展現過阻尼般的平滑響應，也驗證NPSMC仍具備PSMC在大誤差時表現的阻尼效果，而由第16c圖放大控制誤差圖也可了解，隨著時間增加，軌跡無繼續變化時，控制系統會漸漸收斂亦即穩定。
續就表面肌電訊號評估而言，為了驗證本發明之腰部輔助外骨骼系統能有效降低下背部及腰部的MSDs風險，本發明使用表面肌電訊號評估系統量測受測者下背部豎脊肌部位的sEMG訊號來檢驗助力成效；通過iEMG(積分肌電值)分析驗證穿戴式腰部輔助外骨骼系統的有效性。
本發明利用表面肌電評估系統，以放大增益6且採樣率2048Hz收集三名受測者豎脊肌的sEMG訊號，通過分析驗證系統的有效性。
表面肌電評估設備量測的原始訊號並未經濾波處理，如第17a、17b圖所示，為原始sEMG訊號及其頻譜圖，第17a圖顯示原始訊號因為皮膚的摩
擦、系統環境的噪聲或電磁干擾等，造成訊號基線飄移且零點不為零。且由第17b圖訊號頻譜圖可以發現sEMG訊號主要成分在250Hz內。為了取得有用的sEMG訊號，以便後續的分析，本發明對訊號進行濾波。首先因皮膚的摩擦屬於低頻，且其頻率不會超過20Hz，故採用20至250Hz之帶通濾波器來提取不含低頻噪聲的sEMG主要成分。接著考慮用電環境使用60Hz的交流電，環境可能含有60Hz的電磁干擾，故採用陷波濾波器對60Hz附近的訊號進行濾除。濾波後結果及頻譜圖如第18a、18b圖所示，由第18a圖可以發現sEMG訊號經過濾波後，基線飄移和零點不為零的情況消失，並清楚看到sEMG有兩次的肌肉收縮且強度一致。而第18b圖顯示濾波後的sEMG訊號的頻譜範圍大致介於20至300Hz，說明濾波器有發揮其具體的功能。故後續收集的sEMG訊號皆採用以上方法進行處理。為了瞭解人體進行彎腰舉起動作，豎脊肌是否發揮作用及何時觸發收縮，藉由表面肌電設備內建的三軸加速計，將三軸加速度訊號及對應的sEMG訊號圖表示如第19a、19b圖所示，由第19a圖可以發現進行兩次彎腰舉起動作時，Y軸、Z軸的加速度有明顯變化且趨勢相同，而觀察第19b圖的分佈於脊椎左右兩側的豎脊肌sEMG訊號，可發現左右兩側的豎脊肌訊號幅度一致，代表受測者進行彎腰舉起動作沒有偏向某一邊的情況發生。綜合第19a、19b圖可瞭解人體進行彎腰搬物動作時，sEMG在舉起階段(3~4s、7~8s)有明顯變化，表示舉起動作豎脊肌有觸發收縮作用。
評估實驗流程為：要求受測者未穿戴腰部輔助外骨骼及穿戴腰部輔助外骨骼分別搬運相對於空箱子0、5、10、15kg的重物，進行2米來回搬運，到達目標後需放下重物，再舉起重物，總計來回5趟，每次實驗中間間隔10分鐘，以避免肌肉疲勞造成實驗數據無效，接著將收集的實驗數據進行iEMG分析評估
實驗結果，本發明係驗證在助力作用下，是否可有效減低肌電值，故實驗特徵值採以iEMG(絕對值平均)來做分析，其公式為下[數學式25]所示：
其中，x k 為第k個取樣點的EMG值，N為取樣點的數目。
前述三名受測者的身高體重如[表7]所示。分析結果如第20圖所示，結果顯示三名受測者在0、5、10、15kg重物搬運實驗，穿戴腰部輔助外骨骼相較未穿戴腰部輔助外骨骼豎脊肌iEMG皆有下降趨勢，且重物越重趨勢越明顯。證明本發明之腰部輔助外骨骼能夠減少豎脊肌作用力，降低下背部及腰部MSDs風險。
綜上所述，本發明所揭露之技術手段確能有效解決習知等問題，並達致預期之目的與功效，且申請前未見諸於刊物、未曾公開使用且具長遠進步性，誠屬專利法所稱之發明無誤，爰依法提出申請，懇祈 鈞上惠予詳審並賜准發明專利，至感德馨。
惟以上所述者，僅為本發明之數種較佳實施例，當不能以此限定本發明實施之範圍，即大凡依本發明申請專利範圍及發明說明書內容所作之等效變化與修飾，皆應仍屬本發明專利涵蓋之範圍內。
1:本體
121:連接件
13:髖關節模組
131:傳動元件
131a:第一傳動件
131b:第二傳動件
132:腰帶
14:大腿助力裝置
141:板體
15:架體
16:背板
Claims (7)
- 一種穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其包含：一本體，其設有一驅動裝置，該驅動裝置對應連結一氣壓肌肉致動裝置；一髖關節模組，該氣壓肌肉致動裝置係傳動連結於該髖關節模組，並透過該驅動裝置供氣致動以樞轉傳動於該髖關節模組；一大腿助力裝置，其係對應組設於該髖關節模組，該氣壓肌肉致動裝置係傳動連結於該大腿助力裝置，並透過該驅動裝置供氣致動以樞轉傳動於該大腿助力裝置；一壓力量測單元，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置，藉以量測該驅動裝置提供予該氣壓肌肉致動裝置之壓力值；一彈性元件，其係配置於該氣壓肌肉致動裝置，該氣壓肌肉致動裝置相對該壓力量測單元係配置一抵掣件，該彈性元件一端係組設於該壓力量測單元，另端係組設於該抵掣件；一角度感測單元，其係設置於該髖關節模組，藉以偵測該髖關節模組樞轉之角度值；以及一控制單元，其係耦接於該驅動裝置、該壓力量測單元及該角度感測單元，藉以依據該壓力值及該角度值以回授控制該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
- 如請求項1所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，更包含一手臂穿戴式肌電手環感測單元，其係耦接於該控制單元；該手臂穿戴式肌電手環感測單元係用以量測至少一肌電訊號，並傳輸至該控制單元，該控制單元係依據該肌電 訊號以辨識其動作意圖，藉以依據所述肌電訊號、該壓力值及該角度值以回授控制該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
- 如請求項1所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該髖關節模組之力矩與該氣壓肌肉致動裝置驅動之拉力關係，係滿足下(式1)：τ=2F PMA ．R (式1)其中，τ為該髖關節模組施加之扭矩向量，F PMA 為該氣壓肌肉致動裝置輸出力，R為力臂。
- 如請求項1所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該控制單元係透過新型代理滑模控制(NPSMC)，以依據該壓力值及該角度值以回授控制並補償該驅動裝置驅動該氣壓肌肉致動裝置之壓力者。
- 如請求項1所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該氣壓肌肉致動裝置更設有一連接件，該髖關節模組更設有一傳動元件，該連接件係連結於該傳動元件，且該傳動元件更設有一第一傳動件與一第二傳動件，該傳動元件係藉由該第一傳動件連結於該連接件，另該傳動元件藉由該第二傳動件連結於該大腿助力裝置；且該氣壓肌肉致動裝置係分別連接並傳動於該傳動元件、該第一傳動件與該第二傳動件。
- 如請求項5所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，其中，該本體更設有一架體，該氣壓肌肉致動裝置係組設於該架體，且該架體對應該髖關節模組更設有一背板，又該髖關節模組更設有一腰帶，該腰帶係設於該傳動元件，且該大腿助力裝置更包含一板體及一固定件，該板體及該固定件係用以固定於一肢體。
- 如請求項1至5項中任一項所述之穿戴式腰部輔助外骨骼系統，更包含一充氣裝置，其設有一儲氣瓶，且該充氣裝置係對應連接並供氣於該氣壓肌肉致動裝置。
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2022
- 2022-09-14 TW TW111134721A patent/TWI846055B/zh active
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