髖關節(jié)助力機器人外骨骼研究設計

《髖關節(jié)助力機器人外骨骼研究設計》由會員分享，可在線閱讀，更多相關《髖關節(jié)助力機器人外骨骼研究設計（49頁珍藏版）》請在裝配圖網(wǎng)上搜索。

1、摘 要 本文提出了一種新型的基于串聯(lián)彈性執(zhí)行器(Serial Elastic Actuator)的髖關節(jié)助力機器人外骨骼，主要用于輔助穿戴者行走，降低穿戴者的行走負擔，提高其下肢運動能力和負重能力，同時盡可能的降低對穿戴者本身行走平衡的影響。 首先，對人體行走的步態(tài)規(guī)律進行了探究，總結出正常步態(tài)周期內髖關節(jié)的生物特性和動作特點。在此基礎上得到了髖關節(jié)輔助外骨骼需要具有的特征和要求。 然后，對串聯(lián)彈性執(zhí)行器的結構模型進行了分析，通過其模型推導出傳遞函數(shù)，并據(jù)此對其性能進行了分析。 接下來，設計出了符合需求的基于串聯(lián)彈性執(zhí)行器的髖關節(jié)助力機器人外骨骼，每個執(zhí)行單元采用模塊化設計和串聯(lián)彈性

2、執(zhí)行器，使其具有較高的扭矩重量比，同時降低對穿戴者本身行走平衡的影響。 最后使用Creo建立三維結構模型，在Ansys中進行應力分析，驗證了其承載能力符合要求。在Adams/View中進行了仿真，得到其動力學特征。 關鍵詞：串聯(lián)彈性執(zhí)行器；髖關節(jié)；外骨骼；動力學 47 ABSTRACT This paper proposes a new type of hip-assisted robot exoskeleton based on Serial Elastic Actuator, which is mainly used to assist the wearer to wal

3、k, reduce the wearers walking burden, improve his lower limbs ability to exercise and load capacity. Minimize the impact on the wearers own walking balance. Firstly, the gait law of human walking is explored, and the biological characteristics and action characteristics of the hip joint in the norm

4、al gait cycle are summarized. On this basis, the characteristics and requirements of the hip joint assisted exoskeleton are obtained. Then, the structural model of the series elastic actuator is analyzed, and the transfer function is derived through its model, and its performance is analyzed accord

5、ingly. Next, the hip joint assisted robot exoskeleton based on the series elastic actuator is designed according to the requirements. Each actuator adopts a modular design and a series of elastic actuators to make it have a high torque-to-weight ratio while reducing wear. The influence of the perso

6、ns own walking balance. Finally, Creo was used to establish a three-dimensional structural model, and stress analysis was carried out in Ansys to verify that its carrying capacity meets the requirements. The simulation was carried out in Adams/View to obtain its dynamic characteristics. Key word

7、s: Series Elastic Actuator; Hip joint; Exoskeleton; Dynamics 目 錄 摘 要 3 ABSTRACT 4 1 緒論 7 1.1 研究的背景與意義 7 1.2 國內外的研究現(xiàn)狀 7 1.3 本文主要研究的問題 11 2 人體行走時的髖關節(jié)步態(tài)規(guī)律特征 12 2.1 人體髖關節(jié)的結構模型 12 2.2 髖關節(jié)的正常生物特性 13 2.3 髖關節(jié)的運動學和動力學特征 15 3 串聯(lián)彈性執(zhí)行器的結構原理及特征 17 3.1 SEA概述 17 3.2 SEA模型推導 18 3.3 SEA模型分析 19

8、4 髖關節(jié)助力機器人外骨骼設計 22 4.1 髖關節(jié)外骨骼基本性能要求 22 4.2 髖關節(jié)外骨骼機械結構 23 4.2.1 串聯(lián)彈性執(zhí)行器 24 4.2.2 平衡穩(wěn)定器 27 4.2.3 髖距調節(jié)器 30 4.3 髖關節(jié)外骨骼有限元分析 31 4.3.1 彈性元件 31 4.3.2 扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿 34 4.3.3 扭力彈簧與力矩傳感器之間的連桿 34 4.3.4 殼體 35 5 髖關節(jié)外骨骼動力學仿真 36 5.1 仿真前期準備 36 5.2 仿真結果與分析 38 6 總結與展望 40 6.1 文章總結 40 6.2 后期展望 41 參考文

9、獻 42 致 謝 44 1 緒論 1.1 研究的背景與意義 隨著老年人口比例的上升，社會問題日益嚴重。2015年世界人口在60歲以上的比例為12.3％，但到2050年預計為21.5％。人口老齡化將降低潛在支持率（PSR），潛在支持率指20 至64歲人口數(shù)量除以65歲及以上人口數(shù)量。到2050年，7個亞洲國家，24個歐洲國家和4個其他國家的PSR可能低于2。由于缺乏年輕的勞動力，老年人口保持獨立生活方式至關重要。然而，年老的肌肉力量，靈活性和平衡性都會降低。這些長久保持坐姿的生活方式和活動量少所導致的肌肉損傷極大的加劇了老年人腿部疾病的發(fā)生率。為了幫助老年人走得更遠，從而使他們能

10、夠過上更自由和獨立的生活，許多研究人員正在開發(fā)外骨骼型可穿戴設備。 目前設計的外骨骼缺乏提供維持穿戴式外骨骼系統(tǒng)橫向穩(wěn)定性的功能。對于單自由度的外骨骼，當穿戴者行走時，其平衡維持需要借助拐杖或助行器，不適合仍具有一定運動能力的人使用。而多自由度的外骨骼由于增加了驅動數(shù)量也會存在體積和重量增大，為人們的正常行走帶來較大負擔。因此如何設計和控制一種能夠有效支持穿戴者同時不影響其行走穩(wěn)定性的外骨骼系統(tǒng)，仍然是一個懸而未決的問題。 1.2 國內外的研究現(xiàn)狀 Francesco Giovacchini等人于2015年研究了一種髖關節(jié)外骨骼輔助裝置，該裝置由一個水平的C形框架作為支架，圍繞使用者的臀

11、部和骨盆的后部，并通過三個矯形外殼（兩個側面和一個后面）與身體軀干連接; 支架承載兩個驅動單元。如文獻[1]所述，該結構采用兩個2.5毫米厚的碳纖維橫臂實現(xiàn)，通過后直桿連接。后方放置外部導向裝置，其中兩個內部桿可以滑動：然后可以調節(jié)桿的長度以匹配兩個側向外殼之間的距離，以確保支架在內-外側方向上緊密地附接到上半身。兩個滑動桿可以通過一個快速分離銷鎖定，并使用絲杠機構細微地調整。為了進一步使穿著過程更容易，結構也可以完全分成兩部分（右和左）。 由于水平調節(jié)，人體和機器人髖關節(jié)屈伸軸和支架中心軸和導軌的垂直位置對其。此外，后方外殼固定在后桿上，并通過螺釘機構進行調節(jié)，以貼合人體腰部區(qū)域，正確傳遞輔

12、助扭矩，外骨骼具有一個主動自由度，驅動單元為串聯(lián)彈性執(zhí)行器以獲得較高的扭矩重量比，整個子系統(tǒng)總重量為0.8千克。在控制策略方面，上層采用了Ronsse等人在最近的工作中提出的一種無模型(它不需要任何關于步態(tài)動力學的先驗知識)算法。該算法利用自適應振蕩器(AOs)為LOPES外骨骼用戶提供髖部屈伸輔助。底層則采用基于扭矩的PID閉環(huán)控制。 圖 1.1 髖關節(jié)外骨骼輔助裝置 三星高級技術研究所開發(fā)了一種髖關節(jié)外骨骼，如圖 1.1所示。它設計用于在髖關節(jié)的伸展和屈曲中提供輔助扭矩。它輕巧，纖薄，舒適且功能強大。外骨骼由一對驅動器組成，這些驅動器為左右髖關節(jié)產(chǎn)生輔助力，腰部有一個髖關節(jié)支撐，一

13、對大腿支撐架將助力扭矩從執(zhí)行器傳遞到大腿。背面包括電池和CPU 的電子組件。外骨骼的重量減少到2.8千克。兩個70瓦BLDC電機安裝在髖關節(jié)附近，以產(chǎn)生輔助扭矩，產(chǎn)生的扭矩通過75：1多級齒輪系統(tǒng)傳遞到每個關節(jié)，沒有肌腱或彈性元件。每個關節(jié)在矢量平面上具有1個活動自由度（DOF），在活動DOF下方具有1個用于外展/內收的被動鉸鏈。運動范圍是45 /1200。臀部支架使用工程塑料制成，并涂有碳纖維，結構靈活，當內帶系統(tǒng) 固定時，它可以緊緊貼合骨盆。支架由多個部件組成，以便可以調節(jié)腰部和臀部周圍的寬度以適合不同形狀的個體。大腿框架由塑料制成，涂有碳纖維，采用特殊的雙層機制，它只能沿縱向相互滑動。這

14、種機構使得支架在被推入中間部分時能夠彎曲并且當被推入遠端部分時能夠限位。因此，大腿支架可以將驅動器產(chǎn)生的扭矩集中在腿上。 圖 1.2 三星高級技術研究所開發(fā)的髖關節(jié)外骨骼 Ting Zhang等人在2018年開發(fā)了一種具有平衡功能的髖關節(jié)外骨骼，如文獻[2]所述。與以上兩種相比較，它著重強調了在髖關節(jié)外骨骼開發(fā)過程中容易忽視的行走平衡性問題。由于大多數(shù)外骨骼的適用對象為下肢癱瘓的病人，因此他們著重于回恢復患者的行動能力，其平衡功能依靠拐杖或助行器支持。由于其缺乏橫向平衡功能，對于下肢具有一定能力的患者來說，并不適合使用以上兩種髖關節(jié)外骨骼。如圖所示，新開發(fā)的髖關節(jié)外骨骼具有兩個主動自由

15、度，包括動力髖關節(jié)外展/內收和髖關節(jié)屈伸關節(jié)。每個執(zhí)行單元采用模塊化和緊湊型串聯(lián)彈性執(zhí)行機構(SEA)，因此具有較高的扭矩重量比。它在外骨骼和穿戴者之間的界面提供了機械依從性，以確保穿戴者-外骨骼耦合系統(tǒng)的安全和自然步態(tài)。在控制策略方面提出了一種基于外推質心概念的新型步行穩(wěn)定性平衡控制器。該控制器通過海洋串聯(lián)彈性執(zhí)行機構的被動彈性和基于自適應導納控制的主動柔性控制相結合，對平衡中的擾動作出響應，產(chǎn)生順應性的制導力。髖關節(jié)外骨骼的作用不是凌駕于人的控制之上，而是讓佩戴者參與運動控制，避免佩戴者與外骨骼發(fā)生沖突。 圖 1.3 具有平衡功能的髖關節(jié)外骨骼 Hammad Munawar等人20

16、15年開發(fā)了一種髖關節(jié)康復訓練車，如文獻[3]所述。這是一種主動型帶有移動底座的輔助外骨骼，外骨骼模塊包括兩個三自由度的平面平行機構,而移動基座依靠彈性驅動和精確的控制機構來跟隨患者移動并提供橫向支持力。然而，這種早期的設計存在一些性能瓶頸，限制了設備的可用性。首先。由于串聯(lián)彈性驅動的力控制帶寬是有限的(由于使用了高度兼容的力傳感元件)，早期設計的外骨骼性能也受到了與移動基座運動相關的自由度的限制。其次，在早期的設計中，盆腔側移依賴于移動基座的運動。在整個步態(tài)治療過程中，會產(chǎn)生基底部的持續(xù)橫向運動。隨后，在2016年，對這種外骨骼進行了改進，詳細內容見文獻[4]。首先，新型的外骨骼模塊中添加了

17、一個冗余的活動自由度，使骨盆側移不需要移動基座的移動。其次，為移動平臺實現(xiàn)了一種基于外骨骼模塊測量骨盆姿態(tài)的工作空間定心運動控制器，這樣在地面訓練時不會達到外骨骼模塊的工作空間限制。該控制器不僅為設備提供了幾乎無限的工作空間，而且還將移動平臺的動力學與外骨骼動力學解耦。因此，輔助步態(tài)的力呈現(xiàn)性能和輸出阻抗僅由其外骨骼模塊決定。 圖 1.4 髖關節(jié)康復訓練車 除了上文介紹的髖關節(jié)輔助機器人之外，haiyou 許多人在髖關節(jié)輔助外骨方面做了一系列研究，如文獻[5-11]. 1.3 本文主要研究的問題 本文的研究對象為髖關節(jié)外骨骼機器人，主要研究的有以下幾個問題： （1）對髖關節(jié)助

18、力機器人外骨骼進行整體設計，主要適用對象為無下肢損傷人士或下肢具有較低運動障礙的殘障人士。 （2）探究人體行走時髖關節(jié)步態(tài)規(guī)律特征，獲得髖關節(jié)助力機器人外骨骼所需達到的動力學和運動學性能，同時為確定控制策略做準備。 （3）設計符合性能要求的串聯(lián)彈性執(zhí)行器，分析其工作原理并推導得到仿真所需的動力學參數(shù)。 （4）對外骨骼進行動力學仿真，驗證其機械性能和動力學性能是否達到設計要求。 （5）對該外骨骼的控制策略進行研究，利用MATLAB對不同的控制策略進行仿真，并比較其控制效果。 2 人體行走時的髖關節(jié)步態(tài)規(guī)律特征 為了能夠設計出符合要求的髖關節(jié)外骨骼，需要探究正常人在行走過程中髖關節(jié)的運

19、動學規(guī)律，深入剖析在行走過程中人髖關節(jié)的生物學特性是十分重要的。首先，從髖關節(jié)的生物學結構出發(fā)，探究正常行走過程中，髖關節(jié)的行為動作特征。 2.1 人體髖關節(jié)的結構模型 髖關節(jié)是人體中重要的多軸性球窩狀關節(jié)，由股骨伸展的股骨頭和髖骨的髖臼這兩部分構成。髂股韌帶、恥股韌帶以及坐股韌帶支撐起整個關節(jié)，使得關節(jié)囊更加牢固，通過骨盆將兩側髖關節(jié)相互連接，脊柱則通過骶髂關節(jié)和腰骶關節(jié)兩個關節(jié)連接，它既是連接人體軀干與下肢的重要運動關節(jié)，同時也是全身承受體重最多、負載力最重的關節(jié)[12]。髖關節(jié)在人體自由運動中承受巨大應力作用的同時，也在人類步行行走中特殊的力傳導部位。因此它既有穩(wěn)定作用，又有很大的靈

20、活性。 圖 2.1 髖關節(jié)生物結構 如圖 2.1所示，在人正常行走過程中，可以將髖關節(jié)的連接處看作一個具有三個自由度的轉動關節(jié)，股骨頭可以繞髂股骨囊轉動，可分解為髖關節(jié)的外展內收、伸展屈伸以及外旋內旋三個平面運動。 2.2 髖關節(jié)的正常生物特性 在正常的行走狀態(tài)下，人的行走動作是周期性的，因此可以選擇其中一個穩(wěn)定的周期下的行走動作來進行研究，這個穩(wěn)定的具有代表性的周期被稱為步態(tài)周期，由于人的行走具有對稱性，所以只需要在一個單一的步態(tài)周期下研究單條腿的動作進行分析，這樣就可以獲得人在正常行走時髖關節(jié)的運動學規(guī)律特征。 在描述髖關節(jié)的運動學規(guī)律特征之前，需要建立一個合適的坐標系來表述

21、，按照在醫(yī)學上對人體的描述，定義了三個基本面和三個基本軸，并將髖關節(jié)運動分解為在這些面內的運動。 垂直軸：平行于人體方向，同時垂直于地面的軸； 矢狀軸：前后方向穿過人體，與垂直軸相垂直的軸； 冠狀軸：左右方向穿過人體，與垂直軸以及矢狀軸均垂直的軸； 冠狀面：冠狀軸以及垂直軸組成的沿左右方向將人體縱切為前后兩部分的平面； 矢狀面：矢狀軸以及垂直軸組成的沿前后方向將人體縱切為左右兩部分的平面； 水平面：冠狀軸與矢狀軸組成的沿上下方向將人體橫切為上下兩部分的平面[13]； 其位置關系如圖 2.2所示： 圖 2.2 人體坐標系 在確定了此坐標系的情況下，就可以按照髖關節(jié)的運動特點

22、將其分解，具體而言，按照活動平面的不同，可將髖關節(jié)運動劃分為在水平面內繞垂直軸的內旋和外旋運動，在矢狀面內繞冠狀軸的屈伸運動以及在冠狀面內繞矢狀軸的外展內收運動這三種基本運動。按照人行走狀態(tài)的不同，在不同的狀況下，這三種基本運動會有不同的活動范圍，表 2.1表示出了人體髖關節(jié)的最大活動范圍。在矢狀面內髖關節(jié)向前為屈曲運動，向后為伸展運動，那么屈曲運動范圍為 ，伸展運動范圍為 。同時髖關節(jié)的運動還會受到人體其他關節(jié)的限制，如在膝關節(jié)作伸張運動時，此時的髖關節(jié)伸展運動就不會達到最大角度，其最大屈曲運動范圍約為 ，除此之外，在人體運動過程中，髖關節(jié)活動范圍還會受到關節(jié)囊、韌帶以及髖臼等結構的影響。

23、 表 2.1 髖關節(jié)活動度 自由度 基礎面 運動 活動范圍 3 矢狀面 屈曲 伸展 冠狀面 外展 內收 水平面 外旋 內旋 因此雖然從圖中髖關節(jié)活動范圍來看三種分解運動均具有較大活動范圍，但在實際行走過程中由于各方面限制，髖關節(jié)的實際活動范圍比極限范圍要小。其中對人體行走過程貢獻最大的的髖關節(jié)屈伸運動，同行它也具有最大的活動范圍，而外展/內收運動以及外旋/內旋運動雖然活動范圍小，但是它對于維持人體運動的穩(wěn)定性具有極其重要的作用。正常行走過程中冠狀面的外展和內收單側為4，雙側為8；骨盆的上下傾斜運動范圍約為5，屈曲運動運動范圍約為0-28，伸

24、展運動范圍約為0-20。 2.3 髖關節(jié)的運動學和動力學特征 在進行動力學仿真時，為了更好的分析和控制髖關節(jié)外骨骼，通常需要了解在一個步態(tài)周期內髖關節(jié)的轉角曲線以作為理想輸出。有研究人員通過對受試者在跑步機上的步態(tài)進行測量，得到了在1.3m/s和1.6m/s的速度行走時髖關節(jié)、踝關節(jié)以及膝關節(jié)在矢狀面內的關節(jié)運動角度，如圖 2.3所示[14]： 圖 2.3 腿部關節(jié)運動角度 可以看到，與髖關節(jié)的活動極限不同，在正常行走時髖關節(jié)屈伸運動范圍約為，伸展運動范圍約為。其在矢狀面內的活動范圍與正弦曲線類似，因此人們在行走過程中雙腿始終表現(xiàn)為一前一后行走。當位于軀體前方的腿處于支撐狀態(tài)時，另

25、一側腿的髖關節(jié)開始伸展，因此處于支撐狀態(tài)的腿開始向身體后方轉動，一直到另一條腿的腳跟開始接觸地面。髖關節(jié)在支撐狀態(tài)會保持一定的關節(jié)扭矩承受上半身負載，并在支撐狀態(tài)后期推動身體主動地向前方移動。 為了確定髖關節(jié)外骨骼所需要具有的動力學性能，有必要研究髖關節(jié)在一個步態(tài)周期內的力矩。圖 2.4為研究人員測得的髖關節(jié)矢狀面內產(chǎn)生的關節(jié)力矩曲線[15]。當身體前側的腳與地面接觸時，髖關節(jié)處于屈曲狀態(tài)，當行走開始時，髖關節(jié)產(chǎn)生了一個作用于腿部的輔助力矩。髖關節(jié)屈肌通過在腳跟接觸地面時吸收沖擊能量同時進一步控制髖關節(jié)的屈曲運動，進而達到穩(wěn)定身體平衡。當輔助伸展力矩達到最大0.380.19Nm／Kg后，髖關

26、節(jié)的屈肌開始發(fā)揮主要作用，這些屈肌控制著腿部向后旋轉，從而抑制腿部后移，此時，髖關節(jié)力矩開始從伸展力矩向屈曲力矩過渡。在步態(tài)周期達到一半時，髖關節(jié)矢狀面屈曲力矩開始接近最大值0.830.11Nm／Kg，隨后開始逐漸減小，這時，屈肌向人體軀干中心拉伸，使得下肢產(chǎn)生抬升動作，這一動作將一直進行，直到擺動相中期。進入擺動相后期時，由于軀體重心前移，導致髖關節(jié)矢狀面力矩開始由屈曲力矩轉變?yōu)樯煺沽亍? 圖 2.4 髖關節(jié)等效力矩曲線 獲得了在一個步態(tài)周期中髖關節(jié)活動范圍曲線以及力矩曲線，可以在仿真過程中得到期望輸出轉角以及理想作用力矩，可以進一步分析查看髖關節(jié)外骨骼結構強度和動力學性能是否符合要

27、求。 3 串聯(lián)彈性執(zhí)行器的結構原理及特征 在本章節(jié)中，主要介紹本篇論文中使用的串聯(lián)彈性執(zhí)行器(SEA),通過建立一個簡單的SEA模型來分析其工作原理和過程，從它的開環(huán)模型和閉環(huán)模型來分析其基本特性。 3.1 SEA概述 串聯(lián)彈性執(zhí)行器（series elastic actuator）是一種廣泛使用于人體外骨骼的驅動裝置，與普通的驅動器相比較，它在驅動和執(zhí)行模塊之間添加了彈性元件，來使驅動與負載之間具有柔性緩沖作用[16]。其在本質上屬于被動的柔順結構，但是由與電機控制技術以及基于壓簧變形量的關節(jié)力矩檢測技術相結合，因此可以實現(xiàn)可調節(jié)的柔順性能。彈性元件與人體的肌肉具有類似的作用，其

28、伸縮類似于人體肌肉的拉伸，在這個過程中還會吸收儲存一部分來源于末端負載產(chǎn)生的沖擊能量，起到緩沖作用。 常見的串聯(lián)彈性執(zhí)行器按照彈性元件的結構形式不同一般分為直線型和旋轉型兩種，其中直線型SEA其負載的作用方向在一條直線上，同時彈性元件會在同樣的方向上拉伸和壓縮；旋轉型SEA其負載一般為一個力矩，彈性元件則是繞其作用軸線存在一定的剛度。他們本質上沒有差別，都是彈性元件變形可直接測量的且串聯(lián)在系統(tǒng)中的驅動裝置。 由于與負載相連的彈性元件其形變量可直接測得，因此可以通過彈性元件的變形間接推導出負載力的大小，這樣使得SEA產(chǎn)生了多種多樣的控制方法，包括力控制、位置控制、速度控制、電流控制以及阻抗控

29、制等。力控制是將電機的輸出力矩作為調節(jié)量對位置和速度進行控制；位置控制是將電機的角度位置作為輸入量對SEA的輸出力矩進行控制；速度控制是將電機的角速度作為輸入量對SEA的輸出力矩進行控制；電流控制是將電機的輸入電流作為調節(jié)量，把它和輸出力矩相關聯(lián)，并對SEA的輸出力矩進行調解；阻抗控制是將多種輸出量的誤差看作是力阻抗誤差，將他們綜合處理后對控制進行調節(jié)。 串聯(lián)彈性執(zhí)行器由于其低輸出阻抗、優(yōu)秀的抗沖擊能力、精準穩(wěn)定的力矩控制性能以及良好的機械依從性，因此廣泛應用于上肢和下肢外骨骼，本文同樣使用了串聯(lián)彈性執(zhí)行器作為驅動原件。 3.2 SEA模型推導 如上一部分所述，串聯(lián)彈性執(zhí)行器具有多種控制

30、方法，在建立其模型時電機輸出量也會因而不同，一般來說具有較高能量密度或者扭矩質量比的驅動器對速度和位置的控制較為精確，但對于力的控制則略顯弱勢，串聯(lián)彈性執(zhí)行器主要就是為了解決在較高的扭矩質量比的情況下，通過彈性元件的形變量對輸出力矩直接測量，進而反饋調節(jié)點擊輸出扭矩。因此，力源控制可以作為SEA的典型控制模型，本文接下來會對這種控制模型進行討論。 串聯(lián)彈性執(zhí)行器可以簡化為四部分：電機、控制器、彈性元件以及系統(tǒng)輸入。其模型如圖 3.1所示： 圖 3.1 SEA模型 外界環(huán)境對系統(tǒng)存在兩個輸入，即期望輸出力矩和彈性元件形變量，是由上層的控制系統(tǒng)產(chǎn)生的期望值，是系統(tǒng)實際運行中彈性元件受到輸

31、出力矩作用產(chǎn)生的變形值，可以通過力矩傳感器測量輸出力矩從而間接獲得，也可通過直接測量負載位移和電機位移相減獲得。 彈性元件在該模型中相當于一個力的中間過渡裝置，它實際由兩部分組成，一部分與電機輸出軸連接，另外一部分則與負載直接連接。可將其簡化為一個具有勁度系數(shù)為，阻尼系數(shù)為的線性彈簧，在真實環(huán)境中則需要另外考慮其兩項系數(shù)是否為固定值，由于彈性元件的結構差異可能使它的形變量是非線性的。若不考慮滯后效應，那么負載力與彈簧形變量之間的關系為： (3.1) 其中彈性元件的形變量與電機位置和負載位置有關，其速度與電機速度和負載速度有關： (3.2) 聯(lián)立式(3.1)與式(

32、3.2)可得： (3.3) 在Laplace域內變換可得： (3.4) 電機可以將能量輸出轉化為力矩和位移，為提高電動機的輸出扭矩，電動機本身輸出軸不會直接與彈性元件相連接，其中間會先通過聯(lián)軸器連接到減速器上，降低轉速并提高扭輸出矩，再通過法蘭與彈性元件連接。因此，在傳動過程中會產(chǎn)生等效質量 ，和減速器產(chǎn)生的等效阻尼。若減速器產(chǎn)生的增益為 ，則電機輸出扭矩與負載扭矩之間的關系為： (3.5) 經(jīng)過拉氏變換轉化為： (3.6) 整合式(3.4)與式(3.6)可得： (3.7) 假設控制器具有簡單的增益，那么： (3.8) (3.9)

33、 可得： (3.10) 3.3 SEA模型分析 當驅動器末端固定時，，可以得到負載力矩 與期望力矩 之間的閉環(huán)傳遞函數(shù)為： (3.11) 同樣可得開環(huán)傳遞函數(shù)為： (3.12) 選取等效質量 ，彈簧剛度 ，阻尼系數(shù) ，觀察系統(tǒng)在增益為5、10、30、50下的階躍響應曲線，如圖 3.2所示： 圖 3.2 不同增益下的階躍響應 可以看到系統(tǒng)是穩(wěn)定的，但由于彈簧阻尼系數(shù)的存在導致系統(tǒng)產(chǎn)生了零點，零點的存在使得系統(tǒng)響應迅速且具有較大的超調量存在一定的穩(wěn)態(tài)誤差，但隨著控制器增益 增大，誤差會逐漸減小，同時最大超調量會先增大后減小，因此控制增益的選取應在最大超調量峰

34、值下降后的區(qū)間，即范圍內選取。 系統(tǒng)開環(huán)傳遞函數(shù)的Nyquist圖和Bode圖如圖 3.3所示： 圖 3.3 Nyquist圖和Bode圖 系統(tǒng)開環(huán)不穩(wěn)定，在右半s平面上沒有極點，同時，當 變化時，封閉曲線不包圍 點，因此閉環(huán)系統(tǒng)穩(wěn)定。在Bode圖中相位曲線與 軸無交點，在Nyquist圖中與負半軸不相交，因此系統(tǒng)具有良好的幅值裕度。隨著增益增大，曲線向右移動，同時相角裕度也會增大，系統(tǒng)穩(wěn)定性會越來越好。也可以看到系統(tǒng)的帶寬，即-3dB時對應的頻率逐漸增大，具有較高的頻響范圍。 綜合來看，在較低頻率下，系統(tǒng)具有較好的帶寬和相位滯后，響應迅速，符合人體髖關節(jié)的低頻運動。 4 髖關節(jié)

35、助力機器人外骨骼設計 在本章節(jié)中，主要介紹基于串聯(lián)彈性執(zhí)行器（SEA）設計的髖關節(jié)外骨骼其機械結構。首先從分析得出的外骨骼基本性能要求出發(fā)，設計符合要求的外骨骼；然后對關鍵部件進行分析檢驗，驗證其性能是否達標；最后對部分部件進行分析，得到用于仿真的等效參數(shù)。 4.1 髖關節(jié)外骨骼基本性能要求 本文提出的研究目標為設計新型的輕質髖關節(jié)外骨骼機器人，進一步推進先進的髖關節(jié)外骨骼和控制方式研究。這項研究的目的是促進肌肉無力但仍能自主控制下肢運動的患者行走，同時盡量降低對于患者本身平衡控制的影響。最終目標是創(chuàng)建一個髖關節(jié)外骨骼平臺，使外骨骼的開發(fā)具有更靈活和適應性。根據(jù)既定的目標和已有的資料分析

36、，我們確定了新的髖關節(jié)外骨骼的性能要求如下: A.運動學和動力學要求 在人類行走過程中，步寬的適應和重心的轉移對保持橫向穩(wěn)定性至關重要。然而，部分外骨骼對髖關節(jié)的外展/內收運動以及外旋/內旋運動缺乏自由度支持，或者對這些自由度提供全自由度支持的外骨骼的附加重量對人本身的平衡控制產(chǎn)生嚴重干擾，因此必須要支撐佩戴者并減輕外骨骼本身對于患者行走穩(wěn)定性的影響。 同時外骨骼需要支持至少0.8 m/s的行走速度。該設備的尺寸應適應臀部寬度和其他體位特征在5 %-95 %范圍的成年人，具有良好的適應性能。 驅動單元的設計參數(shù)是滿足髖關節(jié)外骨骼運動學和動力學要求的關鍵。根據(jù)Winter dataset

37、[17]要求的髖關節(jié)角度和扭矩，對于80Kg級的人，每個執(zhí)行機構應提供40 Nm的連續(xù)扭矩、80 Nm的最大扭矩和150度/秒的最大關節(jié)速度。外骨骼預計將產(chǎn)生高達以105步/分鐘[18]的自然節(jié)奏在地面行走時所需扭矩的50%。為減少附加質量對行走穩(wěn)定性的影響，外骨骼在重量上應盡可能的低。其具體運動參數(shù)如表 4.1所示： 表 4.1 動力學和運動學參數(shù) 參數(shù) 期望值 角度范圍（屈伸） 角度范圍（外展內收） 角度范圍（外旋內旋） 連續(xù)扭矩 40 Nm 最大扭矩 關節(jié)速度 質量 80 Nm 盡量降低 B.良好的人機交互需求 在行走過程中，外骨骼應

38、該能夠對腿部產(chǎn)生可控的輔助力。在考慮到可靠性、內在穩(wěn)定性、內在安全性、能量管理和環(huán)境適應性的同時，運動順應性對于外骨骼也很重要[19]。 由于外骨骼與人類穿戴者緊密貼合，外骨骼應該與使用者的關節(jié)運動范圍相適應，從而提供一個舒適的物理人機界面[20].此外，外骨骼的驅動和控制應該允許穿戴者在外骨骼輔助運動的情況下，不受阻礙地執(zhí)行自己想做的動作。 C.平衡控制要求 髖關節(jié)的外展/內收運動以及外旋/內旋運動對于人體橫向穩(wěn)定性具有十分重要的作用，因此外骨骼的設計需要考慮到外骨骼本身對于平衡控制的影響，由于本文針對的患者是在行走上有障礙但未完全喪失行走能力的患者或者正常人，因此外骨骼可以考慮在這兩

39、個方向上添加驅動進行主動控制，或者在這兩個方向上添加自由度以不阻礙人體本身對于平衡的控制。 4.2 髖關節(jié)外骨骼機械結構 根據(jù)以上要求，設計出的髖關節(jié)外骨骼整體構型如圖 4.1所示，主要由串聯(lián)彈性執(zhí)行器、平衡穩(wěn)定器以及髖距調節(jié)器三部分組成，佩戴效果如圖 4.2所示： 圖 4.1 髖關節(jié)外骨骼機械結構 圖 4.2 穿戴效果 4.2.1 串聯(lián)彈性執(zhí)行器 由于外骨骼執(zhí)行器的尺寸限制和較高速度下運行時對高扭矩的要求，機器人中使用的大多數(shù)類型的執(zhí)行器都不能使用。為了適應功率和重量的要求，重新設計了驅動系統(tǒng)，包括傳導機構和執(zhí)行機構，如圖 4.3所示。對于可穿戴設備，特別是下肢外骨骼，必

40、須最大限度地提高執(zhí)行器的動力重量比和扭矩重量比，以使設備重量最小化。因此，對驅動系統(tǒng)設計進行了詳細的的研究。 圖 4.3 SEA結構 1-連桿，2-電機，3-軸承外框，4-法蘭，5-諧波減速器，6-軸承，7-軸承內框，8-扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿，9-扭力彈簧，10-扭力彈簧與扭矩傳感器之間的連桿，11-扭矩傳感器，12-殼體，13-連桿 電機選用Maxon無刷直流電動機(EC 90 flat, Maxon Motor, Sachseln, Switzerland)，具有連續(xù)扭矩額定值為0.44 Nm，質量為600g，詳細參數(shù)如下表 4.2所示。 表 4.2 電機參數(shù)

41、參數(shù) 額定值 標稱電壓 24 V 額定轉速 2590 rpm 額定電流 6.06 A 無負載電流 538 mA 最大效率 質量 83% 600 g 編碼器選用配套的增量編碼器(2048 CPT, MILE, Maxon Motor,Sachseln, Switzerland)，具有雙通道，每圈計數(shù)2048，詳細參數(shù)如表 4.3所示： 表 4.3 編碼器參數(shù) 參數(shù) 額定值 額定電壓 5 V 10% 每圈計數(shù) 2048 最大機械速度 6000 rpm 信號上升時間 100 ns 質量 10 g 諧波齒輪減速箱(csd-25-100-2A-G

42、R-BB, Harmonic Drive, Limburg, Germany) 的傳動比是100:1，輸出扭矩約為47Nm，峰值扭矩152 Nm，詳細參數(shù)如表 4.4所示： 表 4.4 減速器參數(shù) 參數(shù) 額定值 減速比 100 平均轉矩 75 Nm 額定轉矩 47 Nm 峰值轉矩 最大輸入速度（油潤滑） 最大輸入速度（脂潤滑） 極慣性矩 152 Nm 7500 rpm 5600 rpm 質量 240 g 彈性元件選用一塊用鈦合金制成的扭力彈簧，為讓它具有和髖關節(jié)處肌肉類似的剛度，通過調整讓它達到約為的扭轉剛度。由于結構具有不規(guī)則形狀，常規(guī)計算方法難以求

43、得彈性元件扭轉剛度，因此采用有限元方法求解其扭轉剛度，計算結果見章節(jié)4.3，質量約為98.2g。 扭矩傳感器選用定制的扭力傳感器(FTHB-100NM,Forsentek),其量程選用100Nm，額定電壓3-12V，安全過載范圍150%，詳細參數(shù)如表 4.5所示： 表 4.5 扭矩傳感器參數(shù) 參數(shù) 額定值 量程 0-100Nm 額定電壓 3-12V 零點漂移 3% 非線性 滯后 輸入阻抗 輸出阻抗 0.3% 0.3% 38030Ω 3505Ω 質量 150 g 若采用鋁合金作為結構件材料，ABS作為不承受作用力的外殼材料，結構件質量為： (4.1

44、) 外殼質量為： (4.2) 總質量為： (4.3) 4.2.2 平衡穩(wěn)定器 串聯(lián)彈性執(zhí)行器在提供髖關節(jié)輔助力矩的同時，會由于自身重量和反作用力矩對左右兩腿串聯(lián)彈性執(zhí)行器在后背連接處產(chǎn)生一定的作用力，若該連接處固定，正常行走時髖關節(jié)的外展/內收運動和外旋/內旋運動會受到影響，進而影響到人體行走的橫向穩(wěn)定性。 為不影響人體橫向穩(wěn)定性，有兩種方式可以解決以上問題。首先可以在這兩個方向上添加驅動器增加主動自由度，這樣在上層控制器控制用于髖關節(jié)屈伸運動的同時也對其他兩個方向的運動進行主動控制，但這種方法需要對每條腿額外添加兩個驅動器，若采用上文所述串聯(lián)彈性執(zhí)行器，則整機需要額外增

45、加9.6Kg重量，大大增加了佩戴者的負擔。另一種方法則是在這兩個方向上添加被動自由度，采用柔性連接方法，使連接關節(jié)能夠被動的順應人本身的髖關節(jié)運動，由于髖關節(jié)的外展/內收運動與外旋/內旋運動作用角度小，對人體行走的能量貢獻低，因此使用這種方法可以給人體帶來較小負擔的同時降低髖關節(jié)外骨骼對人體本身橫向穩(wěn)定性的影響，但這種方法對于完全喪失下肢行走能力，完全無法控制髖關節(jié)運動的患者來說無法使用。 綜合考慮以上情況，本文所述髖關節(jié)外骨骼的適用對象是仍具有一定下肢行走能力的患者以及正常人，因此采用第二種方法具有更高的效益。采用這種方式設計平衡穩(wěn)定器如圖 4.4所示： 圖 4.4 平衡穩(wěn)定器結

46、構 整體結構由連接桿、調節(jié)旋鈕、彈簧墊、外殼四部分組成。連接桿是平衡穩(wěn)定器與髖距調節(jié)器相連的裝置；調節(jié)旋鈕用于調節(jié)彈簧墊的預緊力，進而改變穩(wěn)定器的被動剛度；彈簧墊為一兩端與兩平板固定連接的彈簧，能夠調節(jié)連接桿的角度，從而適應髖關節(jié)外展/內收與外旋/內旋運動。 使用的彈簧的剛度以及預緊力需要根據(jù)提供最大輔助力矩時平衡穩(wěn)定器的受力情況確定。如圖 4.5所示，其中，，，，，，，，變動范圍為 ，，,對點的等效作用力矩為-80Nm。 圖 4.5 平衡穩(wěn)定器受力示意圖 則將點處外力向點等效為： (4.4) 設直線與之間的夾角為，與之間的夾角為，則： (4.5) 得到：

47、(4.6) 繼續(xù)將點處外力向等效為： (4.7) 故在平面內，有： (4.8) 同樣在平面內，有： (4.9) 得： (4.10) 故： (4.11) 采用同樣的方法計算得出在無負載力矩作用下的,,因此處彈簧墊應施加的預緊力為。 由于處彈簧墊的可壓縮范圍為，處彈簧墊的可壓縮范圍為，因此可計算得出彈簧墊的剛度最小值分別為 (4.12) (4.13) 4.2.3 髖距調節(jié)器 為保證髖關節(jié)外骨骼的適應性要求，應當讓其具有可根據(jù)不同使用者調節(jié)兩串聯(lián)彈性執(zhí)行器之間距離的功能。 圖 4.6 髖距調節(jié)器結構 如圖 4.6所示，髖距調節(jié)器

48、主要由導向機構和凸輪壓緊機構兩部分組成，當凸輪壓緊機構松開時，導向機構可以沿著滑槽滑動，當調整到合適位置，可將其壓入連接桿正面的卡槽內，此時再將壓緊機構壓緊，即可調整外骨骼串聯(lián)彈性執(zhí)行器之間的距離。 卡槽間距設置為5mm，執(zhí)行器的可調整范圍設置為330mm-600mm，這樣可以滿足大部分佩戴者的使用需求。 4.3 髖關節(jié)外骨骼有限元分析 為保證設計的外骨骼符合性能要求，因此使用Ansys對外骨骼中主要結構件進行強度校核和靜力學分析，同時也要對不規(guī)則的彈性元件計算其扭轉剛度。為提高分析效率，采用CREO建立外骨骼三維模型，通過格式轉換將其導入到Ansys Workbench以及Ansys

49、Mechanical APDL中進行分析。文件導入后，再在Ansys中定義各種參數(shù)載荷以及劃分網(wǎng)格，輸出計算結果。 4.3.1 彈性元件 彈性元件需要進行強度分析和扭轉剛度分析，強度分析為分析其在峰值負載作用下強度是否符合要求，扭轉剛度分析為分析其在不同大小的負載作用下的扭轉變形量。分析扭轉剛度時由于目標扭轉剛度為2.15 ，因此其理想最大變形量約為 ，可以看到產(chǎn)生了比較大的變形，因此在求解時使用大變形模式。與普通靜力分析計算有所差別，大變形模式是針對形變量較大的結構使用的一種非線性計算，當結構收到載荷作用時，盡管應變極小，但是位移很大，這時平衡不滿足小變形假設，因此使用大變形模式。在大變

50、形模式計算時，每進行一次求解都會根據(jù)求解結果重新計算節(jié)點位置，從而獲得節(jié)點新位置下的剛度矩陣，在進行下次迭代時，將會使用新的節(jié)點剛度矩陣進行計算。而小變形模式是Ansys中靜力分析的默認模式，對于滿足小變形假設的計算，即物體所發(fā)生的位移遠遠小于物體自身的幾何參數(shù)尺寸，同時材料的應變量遠小于1。在這個前提下，建立物體或者微元體的平衡條件時就可以不必考慮物體的位置以及形狀的變化。因此有限元分析中不必區(qū)分其在變形前和變形后的位置和形狀，而且在施加載荷和變形過程的應變可用位移的一次項的線性應變量進行度量。 如圖 4.7所示，對同一彈性元件施加相同的約束和載荷，在大變形模式和小變形模式下分別計算，計算

51、結果如圖所示，可以看到，彈性元件在小變形模式下具有更大的位移，且在y方向上產(chǎn)生了扭曲，而在大變形模式下則只在繞y軸的方向上產(chǎn)生扭轉，較為符合實際。 圖 4.7 不同模式下的變形結果對比 圖 4.8 彈性元件應力分析結果 從分析結果可以看到，彈性元件所受最大應力為1044.5Mpa，所使用的鈦合金材料強度最大可達1400Mpa，符合強度要求[21]。 接下來分析其扭轉剛度。如圖 4.9所示，選取序號1-8處八個節(jié)點作為研究對象，分別對彈性元件均勻施加-40N~40N載荷，查看其在柱坐標系下的扭轉變形量，并將八個節(jié)點的變形量取均值記錄，由于有限元分析得出的柱坐標系y方向變形量是

52、改節(jié)點坐標的絕對變形量，設為 ，則彈性元件的扭轉變形角度： (4.14) 進一步計算即可得到其扭轉剛度。 圖 4.9 8個取樣節(jié)點位置 如圖 4.10所示是繪制出的彈性元件扭轉剛度隨載荷的變化曲線，可以看到由于其不規(guī)則結構，扭轉剛度是非線性的，并且在正方向和負方向上不對稱，在負方向上扭轉剛度變化率小，更容易發(fā)生形變，在正方向上扭轉剛度變化率大，不容易發(fā)生變形。通過改變扭轉彈性元件的厚度可以影響其扭轉剛度的變化率，當彈性元件變厚時，其扭轉剛度增大，應力幅值會減小，當原件變薄時，其扭轉剛度減小，應力幅值會增大；改變彈性元件扭轉區(qū)域的寬度也可以改變其扭轉剛度，當寬度變大時，其扭轉

53、剛度增大，應力幅值會減小，當寬度變小時，其扭轉剛度減小，應力幅值會增大。 圖 4.10 扭轉剛度曲線 4.3.2 扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿 扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿是連接諧波減速器和扭轉彈性元件之間的部分，需要進行應力分析，分析其強度是否符合要求；如圖 4.11所示，是使用鋁合金作為材料制作的扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿的應力分析結果： 圖 4.11 扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿應力分析 可以從圖中的分析結果看到，最大應力為40.944Mpa，小于鋁合金材料的抗彎強度370Mpa，選用常用的鋁硅合金（ZalSi9Mg）即可滿足使用要求。 4.3.3 扭力彈簧

54、與力矩傳感器之間的連桿 扭力彈簧與力矩傳感器之間的連桿是連接力矩傳感器和扭轉彈性元件之間的部分，需要進行應力分析，分析其強度是否符合要求；如圖 4.12所示，是使用鋁合金作為材料制作的扭力彈簧與力矩傳感器之間的連桿的應力分析結果： 圖 4.12 扭力彈簧與力矩傳感器之間的連桿應力分析 可以從圖中的分析結果看到，最大應力為255.66Mpa，小于鋁合金材料的抗彎強度370Mpa，選用常用的鋁硅合金（ZalSi9Mg）即可滿足使用要求。 4.3.4 殼體 殼體是連接力矩傳感器和腿部支撐桿之間的部分，同時還起到保護內部零件的作用，需要進行應力分析，分析其強度是否符合要求；如圖 4.13

55、所示，是使用ABS作為材料制作的殼體的應力分析結果： 圖 4.13 殼體應力分析 可以從圖中的分析結果看到，最大應力為4.2388Mpa，小于ABS材料的抗彎強度可以達到80MPa，選用常用的ABS工程塑料即可滿足使用要求。 5 髖關節(jié)外骨骼動力學仿真 在本章節(jié)中，主要介紹使用Adams對第四章設計的髖關節(jié)外骨骼進行動力學分析，以直觀的觀察外骨骼各部分的運動狀況以及所受到的作用力大小。首先根據(jù)上文分析得出的在一個步態(tài)周期內的關節(jié)角度曲線和作用力矩曲線分別作為期望運動規(guī)律和負載，結合求得的彈性元件的扭轉剛度，分析得到在負載作用下達到期望關節(jié)運動角度時的各部分構件的速度曲線和作用力曲線

56、，對這些數(shù)據(jù)進行進一步的分析即可得到外骨骼的運動性能和動力學性能。 5.1 仿真前期準備 在仿真之前，需要將在CREO中建立的三維模型導入到Adams中去。本文中使用的方法是，首先將CREO中建立的整體模型按照相對運動關系分組以簡化模型，然后將分組后的各部分導出為Parasoild(*.x_t)格式的文件，這種格式的文件能夠保留實體模型的同時被Adams完整讀取，十分適合作為中間文件進行過渡。另外在導入時需要將同一組內的多個零件看作單個部件進行導入，這樣在后續(xù)施加約束的過程中可以減少施加的固定約束數(shù)目，更方便做動力學分析。 模型導入成功后首先對每一部件定義材料、質量、密度等基本屬性；然后

57、在各部件之間根據(jù)相對位置關系設置轉動副和固定約束；具體來說運動副主要有4個：（1）電機輸出軸與諧波減速器之間的轉動副；（2）諧波減速器與扭力彈簧之間的連桿和扭力彈簧之間的轉動副；（3）力矩傳感器與扭力彈簧之間的連桿和扭力彈簧之間的轉動副；（4）外殼和支撐桿之間的固定副。在電機所在的轉動副設置位移驅動；作用力則需要添加兩個，其中一個為支撐桿所在的轉動副添加的扭矩，該扭矩用于模擬一個步態(tài)周期內的負載；另一個作用力則是扭轉彈簧阻尼器，需要添加在扭轉彈性元件和扭力彈簧與諧波減速器之間的連桿之間的轉動副，該阻尼器用于模擬扭轉彈性元件的扭轉變形作用。 添加所有運動副、驅動和約束后模型和驗證結果如圖 5.

58、1所示： 圖 5.1 模型驗證結果 扭轉彈性元件的扭轉剛度設置為，阻尼系數(shù)設置為，假定外骨骼可以在屈曲階段始終保持提供關節(jié)等效力矩的一半，在伸展階段零力矩輸出，那么對于體重為80Kg的人，髖關節(jié)外骨骼的負載曲線如圖 5.2所示： 圖 5.2 外骨骼的負載曲線 根據(jù)第二章分析可知，髖關節(jié)外骨骼的理想角度輸出曲線如圖 5.3所示： 圖 5.3 理想角度輸出 5.2 仿真結果與分析 在上述負載和理想輸出已知的情況下，通過改變電機的輸出曲線即可得到髖關節(jié)外骨骼在正常工作狀態(tài)下各構件和關節(jié)的速度、加速度、作用力矩等運動學和動力學性能。 圖 5.4所示為扭轉彈性元件在一個步態(tài)周期內

59、的形變量和形變速度曲線，形變量在之間，形變速度在 。從能量關系來看，不考慮中間損耗的情況下，電機輸出的能量一部分用于輔助髖關節(jié)運動，另一部分轉化為扭轉彈性元件的彈性應變能儲存，這部分能量也會隨著形變量的降低而釋放，從圖中曲線來看，彈性元件的形變量會隨著髖關節(jié)屈曲而逐漸增大儲存能量，在屈曲的最后階段儲存的能量則會逐漸釋放，起到了減緩輔助力矩的作用，能夠使輸出扭矩更加平緩，增大了關節(jié)的柔順度。 圖 5.4 彈性元件形變量和形變速度 圖 5.5所示為一個步態(tài)周期內電機的輸出扭矩變化曲線，最大扭矩為0.26，小于所選型號的電機的連續(xù)扭矩，因此該電機滿足使用要求。可以從曲線中看到電機的輸出扭矩與

60、彈性元件的形變量具有相似性，在髖關節(jié)屈曲階段且屈曲角度達到最大之前，電機輸出扭矩做功大部分輔助髖關節(jié)運動，另一部分儲存在彈性元件彈性勢能中；在屈曲角度從最大開始減小直到屈曲階段結束的過程中，電機輸出扭矩逐漸減小且彈性元件彈性元件彈性勢能也會逐漸釋放，二者均用于輔助髖關節(jié)運動；在隨后的髖關節(jié)伸展階段，由于負載為0，因此電機的輸出扭矩僅用于扭轉彈性元件的形變及其形變恢復，所以要盡可能的降低這一過程中電機的輸出扭矩和彈性元件的形變可以提高外骨骼的效率。 圖 5.5 電機輸出扭矩 6 總結與展望 6.1 文章總結 本文針對下肢行走不便但仍具有一定行走能力或者正常髖關節(jié)無損傷的人群，提出了一

61、種基于串聯(lián)彈性執(zhí)行器的動力髖關節(jié)外骨骼。首先通過查閱相關文獻研究髖關節(jié)的生物學運動規(guī)律，為髖關節(jié)外骨骼的結構設計提供了具體性能要求。然后探究了作為驅動源的串聯(lián)彈性執(zhí)行器的結構原理，并通過求解其傳遞函數(shù)得到了它的運動特征，為髖關節(jié)外骨骼的結構優(yōu)化提供了理論支持。然后根據(jù)性能要求在CREO中設計出了髖關節(jié)外骨骼機器人，并使用Ansys對其進行了有限元分析以得出驗證其強度是否滿足要求，并求解出部分動力學參數(shù)為動力學仿真做準備。然后在Adams中進行了動力學分析研究其在期望運動規(guī)律下的基本性能是否滿足設計要求。最后對系統(tǒng)的整體控制方案和底層控制方案進行了討論，并探究了其可行性。得出的主要結論如下：

62、(1)從人體髖關節(jié)的醫(yī)學解剖出發(fā)，發(fā)現(xiàn)髖關節(jié)具有三個方向的轉動自由度，即外展/內收運動、外旋/內旋運動、屈曲/伸展運動。其中前兩個運動運動幅度較小，對人體行走的能量貢獻較小，對于橫向穩(wěn)定性的維持具有重要作用；屈曲/伸展運動為人體行走提供主要的能量支持。因此設計的髖關節(jié)主要輔助屈曲/伸展運動但同時要滿足對橫向穩(wěn)定性的不利影響。 (2)通過研究正常人行走的步態(tài)特征，得出了在一個步態(tài)周期內人體髖關節(jié)的關節(jié)旋轉角度曲線和關節(jié)等效力矩曲線。前者實際上是髖關節(jié)輔助外骨骼的期望工作狀態(tài)，后者則可以得出驅動器的期望輔助力矩。進一步分析可以得到所需設計的外骨骼的性能需求，也為動力學分析提供了方便。 (3)通

63、過對串聯(lián)彈性執(zhí)行器的結構分析，建立了其力源控制的模型。通過對模型開環(huán)傳遞函數(shù)和閉環(huán)傳遞函數(shù)的分析，發(fā)現(xiàn)其帶寬范圍大，低頻響應迅速，符合人體髖關節(jié)的低頻運動。 (4)通過對髖關節(jié)運動特征和串聯(lián)彈性執(zhí)行器運動規(guī)律的研究得出了外骨骼的基本性能要求，包括運動學和動力學要求、人機交互需求和平衡控制要求，并據(jù)此在CREO中建立了外骨骼的三維模型。 (5)使用Ansys對所設計的外骨骼中承受主要載荷的結構件進行分析驗證了其在峰值載荷下的強度符合要求。同時還使用有限元方法對形狀不規(guī)則的彈性元件在不同應力下的變形進行分析得出了其扭轉剛度曲線，驗證了其扭轉剛度符合期望值。 (6)使用Adams對所設計的外骨

64、骼的動力學特征進行了探究，將期望關節(jié)旋轉角度曲線作為理想輸出，同時根據(jù)期望輔助力矩曲線施加負載，研究其在添加扭轉彈簧阻尼器的作用下電機輸出軸的輸出力矩和扭轉彈簧阻尼器的變形量，驗證了扭轉彈性元件的緩沖作用和所選型號電機的額定輸出滿足要求，同時對其能量轉化關系的分析也為進一步的控制方式優(yōu)化提供了方向。 6.2 后期展望 本論文完成了對髖關節(jié)輔助外骨骼的設計工作，并通過運動學和動力學的分析驗證了其可行性，但距離制作出成品并使其達到使用需求仍然有很多路要走，因此在接下來的研究中，還需要著重注意以下幾個方面： (1)使用的人體髖關節(jié)關節(jié)角度變化量曲線以及關節(jié)輔助扭矩曲線未實際測量且來源不一致，與

65、實際情況可能存在不一致，應采用實驗方法進一步驗證。 (2)所設計的扭轉彈性元件的扭轉剛度不是常值，且在正負兩個方向上不對稱，實際使用時會給控制帶來一定的難度，要進一步優(yōu)化結構，提高其對稱性，減小其扭轉剛度變化量。 (3)為降低對人體橫向穩(wěn)定性維持造成負面影響而使用的平衡穩(wěn)定器的作用是否實際發(fā)揮需要實驗驗證，需要研究在使用和不使用兩種狀況下的人體步態(tài)是否發(fā)生變形、使用舒適度等進行進一步研究。 (4)動力學分析過程中仍有一部分參數(shù)與實際不一致，如使用的彈性元件扭轉剛度為固定值，與實際得出的非線性的扭轉剛度曲線有差別。 (5)動力學分析仍然不完善，如電機輸出軸的驅動曲線為手動輸入的使輸出關節(jié)

66、角度向期望值靠攏得出的，沒有體現(xiàn)力源控制方式下的負反饋調節(jié)；缺少髖關節(jié)伸展階段零力矩輸出模式的仿真驗證等。 參考文獻 [1] F. Giovacchini et al. A light-weight active orthosis for hip movement assistance [J]. Robotics and Autonomous Systems, 2015, vol. 73:123-134. [2] Keehong Seo et al. Fully Autonomous Hip Exoskeleton Saves Metabolic Cost of Walking [A]. International Conference on Robotics and Automation [C], Stockholm, Sweden: IEEE,2016. [3] H. Munawar et al. AssistOn-Gait: An Overground Gait Trainer with an Active Pelvis