Human-machine-centered design and actuation of lower limb prosthetic systems

219 Pages·2014·22.18 MB·English

by  Philipp Beckerle

Human-machine-centered
design and actuation of lower
limb prosthetic systems
Vom Fachbereich Maschinenbau an der
Technischen Universität Darmstadt
zur Erlangung des akademischen Grades eines
Doktor-Ingenieurs (Dr.-Ing.)
genehmigte
Dissertation
vorgelegt von
Dipl.-Ing. Philipp Beckerle
aus Wiesbaden
Berichterstatter: Prof. Dr.-Ing. Stephan Rinderknecht
Mitberichterstatter: Prof. Dr. rer. nat. Oskar von Stryk
Tag der Einreichung: 06.05.2014
Tag der mündlichen Prüfung: 08.07.2014
Darmstadt 2014
D17

Abstract
People with lower limb loss or congenital limb absence require a technical substi-
tute that restores biomechanical function and body integrity. In the last decades,
mechatronicprosthesesemergedandespeciallyactuatedonesincreasedthebiome-
chanical functionality of their users. Yet, various open issues regarding the energy
efficiencyofpoweredsystemsandtheimpactofuser-experienceoftheprosthesison
technical design remain. As tackeling the latter aspect urgently requires the con-
sideration of user demands, this thesis proposes a novel human-machine-centered
design(HMCD)approachforlowerlimbprosthetics. Further,itcontributestothe
design and control of elastic (prosthetic) actuation.
TheHMCDapproachdescribesaframeworkthatequallyconsiderstechnicaland
human factors. Therefore, seven human factors influencing lower limb prosthetic
design are determined, analyzed, and modeled using human survey data: Satis-
faction, Feeling of Security, Body Schema Integration, Support, Socket, Mobility,
and Outer Appearance. Based on the application of quality function deployment
(QFD), those factors can be considered as a HMCD focus in systems engineering.
Asanexemplaryapplication,apoweredprosthetickneeconceptiselaboratedwith
theHMCDapproach. ThecomparisonoftheHMCDfocuswithapurelytechnical
one, which is determined with a control group, reveals distinct differences in the
weighting of requirements. Hence, the proposed method should lead to different
prosthetic designs that might improve the subjective user-experience. To support
thisbyintegratingusersthroughoutthesystemsengineeringprocess,twoconcepts
for human-in-the-loop experiments are suggested.
As an enabling technology of powered lower limb prostheses, variable (series)
elastic actuation and especially such with variable torsion stiffness (VTS) is inves-
tigated. Inverse dynamics simulations with synthetic and human trajectories as
well as experiments show that the consideration of the actuator inertia is crucial:
Onlybyincludingitinadvancedmodels,thewholerangeofnaturaldynamicsand
antiresonance can be exploited to minimize power consumption. A corresponding
control strategy adapts the actuator to achieve energy efficiency over a wide range
of operational states using these models.
TheexemplarydesignofthepoweredprosthetickneewithrespecttotheHMCD
prioritization of requirements confirms the fundamental suitability of VTS for in-
tegration in prosthetic components. In this, considering actuator inertia enables
the determination of an optimal stiffness for serial elastic actuation of the human
knee during walking that is not found in previous studies. A first simulation con-
sidering the changed dynamics of prosthetic gait indicates the potential to reveal
lower design requirements. The designed knee concept combines promising biome-
i
chanical functionality and long operating time due to elastic actuation and energy
recuperation.
Beyond lower limb prosthetics, the proposed HMCD framework can be used
in other applications with distinct human-machine interrelations by adjusting the
human and technical factors. Likewise, the insights into variable elastic actuation
design and control can be transferred to other systems demanding energy-efficient
performance of cyclic tasks.
ii
Kurzfassung
Menschen mit Beinamputation oder angeborener Beinverkürzung benötigen einen
technischen Ersatz, der biomechanische Funktion und Körperintegrität wiederher-
stellt. Mit der Entwicklung mechatronischer und speziell aktuierter Prothesen
wurde die biomechanische Funktionalität der Nutzer in den letzten Jahrzehn-
ten erweitert. Dennoch verbleiben offene Fragen bezüglich der Energieeffizienz
von aktuierten Prothesen und zum Einfluss des Nutzererlebens von Prothesen auf
derentechnischeEntwicklung. DadieBearbeitungdeszweitenAspektsdieBerück-
sichtigung von Nutzeranforderungen dringend benötigt, schlägt diese Arbeit einen
neuartigen Ansatz zur Mensch-Maschine-zentrierten Entwicklung (MMZE) in der
Beinprothetik vor. Sie liefert zudem Beiträge zum Entwurf und der Regelung von
elastischen (Prothesen-)antrieben.
Der Ansatz zur MMZE stellt ein Rahmenwerk zur gleichwertigen Berücksichti-
gung von Human Factors und technischen Aspekten dar. Dazu werden sieben Hu-
manFactorsmiterhobenenDatenbestimmt,analysiertundmodelliert: Zufrieden-
heit, Sicherheitsempfinden, Körperschemaintegration, Unterstützung, Schaft, Mo-
bilität und Außenwirkung. Durch die Anwendung von Quality Function Deploy-
ment(QFD)findendieseFaktorenimSystemsEngineeringalsMMZE-Schwerpunkt
Berücksichtigung. AlsAnwendungsbeispieldienthierbeidieKonzeptionierungeines
aktuierten Prothesenknies mit dem MMZE-Ansatz. Der Vergleich des MMZE-
Schwerpunkts mit einem rein technischen, der mit einer Kontrollgruppe erar-
beitetwurde,zeigtdeutlicheUnterschiedeinderPriorisierungvonAnforderungen.
Demnach sollte die vorgeschlagene Methodik zu neuartigen technischen Lösungen
führen, die das subjektive Erleben von Beinprothesennutzern verbessern könnten.
Um dies durch die Einbeziehung der Nutzer im gesammten Systems Engineer-
ing zu unterstützen, werden zwei Konzepte für Human-in-the-loop Experimente
vorgeschlagen.
AlsGrundlagentechnologiefüraktuierteBeinprothesenwerdenvariable(seriell-)
elastischeAktuatorenundbesonderssolchemirvariablerTorsionssteifigkeit(VTS)
untersucht. Rückwärtsdynamik-Simulationen mit synthetischen und am Men-
schen gemessenen Trajektorien sowie Experimente zeigen, dass die Berücksich-
tigung der Aktorträgheit hierbei von entscheidender Bedeutung ist: Nur durch
ihre Einbeziehung in erweiterte Modelle können Eigendynamik und Antiresonanz
zur Senkung des Leistungsverbrauches ausgenutzt werden. Eine entsprechende
RegelungsstrategiepasstaufBasisdieserModelledenAktuatorfüreineneffizienten
Betrieb über einen breiten Bereich an.
Die beispielhafte Konzeptionierung der aktuierten Knieprothese anhand der
MMZE-Priorisierung bestätigt die grundsätzliche Eignung von VTS zur Integra-
iii
tion in prothetischen Komponenten. Hierbei erlaubt die Berücksichtigung der Ak-
tuatorträgheit im Gegensatz zu früheren Studien die Bestimmung einer optimalen
Steifigkeitfürdieseriell-elastischeAktuierungdesmenschlichenKniesbeimGehen.
Eine erste Gang-Simulation, die zudem die veränderte Dynamik mit der Prothese
berücksichtigt, deutet auf das Potential hiermit niedrigere Anforderungen für den
Entwurfzuermittelnhin. DaskonzeptionierteProthesenkniekombiniertdurchdie
elastischen Aktuierung und Energierückgewinnungvielversprechende biomechanis-
che Funktionalitäten und eine lange Betriebszeit.
Neben der Beinprothetik kann das vorgeschlagene MMZE-Rahmenwerk in an-
deren Anwendungen mit starken Mensch-Maschine-Wechselwirkungen durch die
Anpassung der Human Factors und der technischen Aspekte verwendet werden.
Ebenso können die Erkenntnisse zum Entwurf und der Regelung von elastischer
Aktuierung auf andere Systemen übertragen werden, die eine energieeffiziente
Durchführung von zyklischen Aufgaben verlangen.
iv
Contents
Symbols . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . viii
Abbreviations . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . x
List of figures . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xv
List of tables . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . xvi
1 Introduction 1
1.1 Motivation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
1.2 Aim and structure . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3
1.3 Contributions . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6
2 Biomechanics and state-of-the-art 9
2.1 Biomechanics of human gait . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9
2.2 Variable stiffness actuation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
2.2.1 Actuator designs. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
2.2.2 Motion control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
2.2.3 Stiffness control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
2.3 Powered lower limb prosthetics . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
2.3.1 Psychological evaluation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
2.3.2 Design approaches . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
3 Human-machine-centered design approach 27
3.1 Methods . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27
3.1.1 Technical factors. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
3.1.2 Human factors . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
3.1.3 Transfer methodology . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36
3.1.4 Systems engineering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39
3.2 Results . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
3.2.1 Technical factors. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
3.2.2 Human factors . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
3.2.3 Transfer methodology . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54
3.2.4 Systems engineering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57
3.2.5 Human-machine-centered design framework . . . . . . . . . . 62
3.3 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64
v
4 Actuator design considering natural dynamics 67
4.1 Methods . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67
4.1.1 Actuator configurations . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68
4.1.2 Advanced modeling . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69
4.1.3 Natural dynamics analysis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72
4.1.4 Power consumption analysis . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75
4.1.5 Experimental evaluation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78
4.2 Results . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85
4.2.1 Natural dynamics analysis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85
4.2.2 Power consumption analysis . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
4.2.3 Experimental evaluation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93
4.3 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101
5 Variable stiffness control exploiting natural dynamics 105
5.1 Methods . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105
5.1.1 Modeling of stiffness adjustment mechanism. . . . . . . . . . 106
5.1.2 Stiffness control strategy . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108
5.1.3 Forward dynamics simulation . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110
5.1.4 Experimental evaluation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112
5.2 Results . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
5.2.1 Forward dynamics simulation . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
5.2.2 Experimental evaluation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 119
5.3 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 124
6 Exemplary design of a powered prosthetic knee 127
6.1 Methods . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127
6.1.1 Human-machine-centered requirement analysis . . . . . . . . 128
6.1.2 Concept of the actuation system . . . . . . . . . . . . . . . . 128
6.1.3 Optimization with respect to human data . . . . . . . . . . . 128
6.1.4 Actuation integration and implementation . . . . . . . . . . . 130
6.1.5 System integration issues . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131
6.2 Results . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133
6.2.1 Human-machine-centered requirement analysis . . . . . . . . 134
6.2.2 Concept of the actuation system . . . . . . . . . . . . . . . . 136
6.2.3 Optimization with respect to human data . . . . . . . . . . . 138
6.2.4 Actuation integration and implementation . . . . . . . . . . . 144
6.2.5 System integration issues . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148
6.3 Conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 151
vi Contents
7 Overall discussion and conclusion 155
7.1 Overall discussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 155
7.1.1 Human-machine-centered design . . . . . . . . . . . . . . . . 155
7.1.2 Variable stiffness actuation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157
7.2 Overall conclusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161
A Appendix 165
A.1 Human and technical factors . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 165
A.2 Model parameters of the proposed prosthetic concept . . . . . . . . 173
A.3 Component list of the variable torsion stiffness prototype . . . . . . 173
Acknowledgements 175
Bibliography 177
Contents vii
Symbols
a(x) Part of the input transformation in feedback linearization
b Numerator coefficient ξ of a transfer function
ξ
c Denominator coefficient ξ of a transfer function
ξ
C(q˙,q ) Matrix of coriolis and centrifugal effects (general)
l l
d (Walking) distance
D Matrix of parallel damping
p
D Matrix of serial damping
s
E Energy
f Frequency
f(x) Vector function of nonlinear state space representation
F Force
g Gravitational acceleration
g(x) Vector function of nonlinear state space representation
G(q ) Matrix of gravitational effects (general)
l
i Gear ratio of transmission ξ)
ξ
I Inertia of segment(s) ξ
ξ
I Torsional moment of inertia
t
k Vector of state feedback control gains for coordinate ξ
ξ
k Acceleration gain for coordinate ξ
ξ,a
k Integral control gain for coordinate ξ
ξ,i
k Jerk gain for coordinate ξ
ξ,j
k Position gain / proportional control gain for coordinate ξ
ξ,p
k Velocity gain / differential control gain for coordinate ξ
ξ,v
K Matrix of parallel stiffness
p
K Matrix of serial stiffness
s
K (Serial) stiffness of component(s) ξ
s,ξ
K (Serial) stiffness for adjustment to antiresonance
s,a
Ks,n2 (Serial) stiffness for adjustment to the second natural mode
K¯ (q ) Analytical solution of torsional stiffness characteristics
s,ec s
l Length of segment(s) ξ
ξ
l Stride length
str
m,m Mass (of segment / component ξ)
ξ
M(q ) Matrix of inertial effects (general)
l
M (q ) Matrix of inertial effects (DA/PEA)
p l
N Number of participants of study ξ
ξ
p Positionofthecenterofgravityofsegmentξ regardingitsaxis
ξ
of rotation
viii Contents