髋关节助力机器人外骨骼研究设计

摘 要本文提出了一种新型的基于串联弹性执行器(Serial Elastic Actuator)的髋关节助力机器人外骨骼，主要用于辅助穿戴者行走，降低穿戴者的行走负担，提高其下肢运动能力和负重能力，同时尽可能的降低对穿戴者本身行走平衡的影响。首先，对人体行走的步态规律进行了探究，总结出正常步态周期内髋关节的生物特性和动作特点。在此基础上得到了髋关节辅助外骨骼需要具有的特征和要求。然后，对串联弹性执行器的结构模型进行了分析，通过其模型推导出传递函数，并据此对其性能进行了分析。接下来，设计出了符合需求的基于串联弹性执行器的髋关节助力机器人外骨骼，每个执行单元采用模块化设计和串联弹性执行器，使其具有较高的扭矩重量比，同时降低对穿戴者本身行走平衡的影响。最后使用Creo建立三维结构模型，在Ansys中进行应力分析，验证了其承载能力符合要求。在Adams/View中进行了仿真，得到其动力学特征。关键词：串联弹性执行器；髋关节；外骨骼；动力学47ABSTRACTThis paper proposes a new type of hip-assisted robot exoskeleton based on Serial Elastic Actuator, which is mainly used to assist the wearer to walk, 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 normal 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 accordingly.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 persons 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 words: Series Elastic Actuator; Hip joint; Exoskeleton; Dynamics目 录摘 要3ABSTRACT41绪论71.1研究的背景与意义71.2国内外的研究现状71.3本文主要研究的问题112人体行走时的髋关节步态规律特征122.1人体髋关节的结构模型122.2髋关节的正常生物特性132.3髋关节的运动学和动力学特征153串联弹性执行器的结构原理及特征173.1SEA概述173.2SEA模型推导183.3SEA模型分析194髋关节助力机器人外骨骼设计224.1髋关节外骨骼基本性能要求224.2髋关节外骨骼机械结构234.2.1串联弹性执行器244.2.2平衡稳定器274.2.3髋距调节器304.3髋关节外骨骼有限元分析314.3.1弹性元件314.3.2扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆344.3.3扭力弹簧与力矩传感器之间的连杆344.3.4壳体355髋关节外骨骼动力学仿真365.1仿真前期准备365.2仿真结果与分析386总结与展望406.1文章总结406.2后期展望41参考文献42致谢441 绪论1.1 研究的背景与意义随着老年人口比例的上升，社会问题日益严重。2015年世界人口在60岁以上的比例为12.3，但到2050年预计为21.5。人口老龄化将降低潜在支持率（PSR），潜在支持率指20 至64岁人口数量除以65岁及以上人口数量。到2050年，7个亚洲国家，24个欧洲国家和4个其他国家的PSR可能低于2。由于缺乏年轻的劳动力，老年人口保持独立生活方式至关重要。然而，年老的肌肉力量，灵活性和平衡性都会降低。这些长久保持坐姿的生活方式和活动量少所导致的肌肉损伤极大的加剧了老年人腿部疾病的发生率。为了帮助老年人走得更远，从而使他们能够过上更自由和独立的生活，许多研究人员正在开发外骨骼型可穿戴设备。目前设计的外骨骼缺乏提供维持穿戴式外骨骼系统横向稳定性的功能。对于单自由度的外骨骼，当穿戴者行走时，其平衡维持需要借助拐杖或助行器，不适合仍具有一定运动能力的人使用。而多自由度的外骨骼由于增加了驱动数量也会存在体积和重量增大，为人们的正常行走带来较大负担。因此如何设计和控制一种能够有效支持穿戴者同时不影响其行走稳定性的外骨骼系统，仍然是一个悬而未决的问题。1.2 国内外的研究现状Francesco Giovacchini等人于2015年研究了一种髋关节外骨骼辅助装置，该装置由一个水平的C形框架作为支架，围绕使用者的臀部和骨盆的后部，并通过三个矫形外壳（两个侧面和一个后面）与身体躯干连接; 支架承载两个驱动单元。如文献1所述，该结构采用两个2.5毫米厚的碳纤维横臂实现，通过后直杆连接。后方放置外部导向装置，其中两个内部杆可以滑动：然后可以调节杆的长度以匹配两个侧向外壳之间的距离，以确保支架在内-外侧方向上紧密地附接到上半身。两个滑动杆可以通过一个快速分离销锁定，并使用丝杠机构细微地调整。为了进一步使穿着过程更容易，结构也可以完全分成两部分（右和左）。 由于水平调节，人体和机器人髋关节屈伸轴和支架中心轴和导轨的垂直位置对其。此外，后方外壳固定在后杆上，并通过螺钉机构进行调节，以贴合人体腰部区域，正确传递辅助扭矩，外骨骼具有一个主动自由度，驱动单元为串联弹性执行器以获得较高的扭矩重量比，整个子系统总重量为0.8千克。在控制策略方面，上层采用了Ronsse等人在最近的工作中提出的一种无模型(它不需要任何关于步态动力学的先验知识)算法。该算法利用自适应振荡器(AOs)为LOPES外骨骼用户提供髋部屈伸辅助。底层则采用基于扭矩的PID闭环控制。图 1.1 髋关节外骨骼辅助装置三星高级技术研究所开发了一种髋关节外骨骼，如图 1.1所示。它设计用于在髋关节的伸展和屈曲中提供辅助扭矩。它轻巧，纤薄，舒适且功能强大。外骨骼由一对驱动器组成，这些驱动器为左右髋关节产生辅助力，腰部有一个髋关节支撑，一对大腿支撑架将助力扭矩从执行器传递到大腿。背面包括电池和CPU 的电子组件。外骨骼的重量减少到2.8千克。两个70瓦BLDC电机安装在髋关节附近，以产生辅助扭矩，产生的扭矩通过75：1多级齿轮系统传递到每个关节，没有肌腱或弹性元件。每个关节在矢量平面上具有1个活动自由度（DOF），在活动DOF下方具有1个用于外展/内收的被动铰链。运动范围是45 /1200。臀部支架使用工程塑料制成，并涂有碳纤维，结构灵活，当内带系统 固定时，它可以紧紧贴合骨盆。支架由多个部件组成，以便可以调节腰部和臀部周围的宽度以适合不同形状的个体。大腿框架由塑料制成，涂有碳纤维，采用特殊的双层机制，它只能沿纵向相互滑动。这种机构使得支架在被推入中间部分时能够弯曲并且当被推入远端部分时能够限位。因此，大腿支架可以将驱动器产生的扭矩集中在腿上。图 1.2 三星高级技术研究所开发的髋关节外骨骼Ting Zhang等人在2018年开发了一种具有平衡功能的髋关节外骨骼，如文献2所述。与以上两种相比较，它着重强调了在髋关节外骨骼开发过程中容易忽视的行走平衡性问题。由于大多数外骨骼的适用对象为下肢瘫痪的病人，因此他们着重于回恢复患者的行动能力，其平衡功能依靠拐杖或助行器支持。由于其缺乏横向平衡功能，对于下肢具有一定能力的患者来说，并不适合使用以上两种髋关节外骨骼。如图所示，新开发的髋关节外骨骼具有两个主动自由度，包括动力髋关节外展/内收和髋关节屈伸关节。每个执行单元采用模块化和紧凑型串联弹性执行机构(SEA)，因此具有较高的扭矩重量比。它在外骨骼和穿戴者之间的界面提供了机械依从性，以确保穿戴者-外骨骼耦合系统的安全和自然步态。在控制策略方面提出了一种基于外推质心概念的新型步行稳定性平衡控制器。该控制器通过海洋串联弹性执行机构的被动弹性和基于自适应导纳控制的主动柔性控制相结合，对平衡中的扰动作出响应，产生顺应性的制导力。髋关节外骨骼的作用不是凌驾于人的控制之上，而是让佩戴者参与运动控制，避免佩戴者与外骨骼发生冲突。图 1.3 具有平衡功能的髋关节外骨骼Hammad Munawar等人2015年开发了一种髋关节康复训练车，如文献3所述。这是一种主动型带有移动底座的辅助外骨骼，外骨骼模块包括两个三自由度的平面平行机构,而移动基座依靠弹性驱动和精确的控制机构来跟随患者移动并提供横向支持力。然而，这种早期的设计存在一些性能瓶颈，限制了设备的可用性。首先。由于串联弹性驱动的力控制带宽是有限的(由于使用了高度兼容的力传感元件)，早期设计的外骨骼性能也受到了与移动基座运动相关的自由度的限制。其次，在早期的设计中，盆腔侧移依赖于移动基座的运动。在整个步态治疗过程中，会产生基底部的持续横向运动。随后，在2016年，对这种外骨骼进行了改进，详细内容见文献4。首先，新型的外骨骼模块中添加了一个冗余的活动自由度，使骨盆侧移不需要移动基座的移动。其次，为移动平台实现了一种基于外骨骼模块测量骨盆姿态的工作空间定心运动控制器，这样在地面训练时不会达到外骨骼模块的工作空间限制。该控制器不仅为设备提供了几乎无限的工作空间，而且还将移动平台的动力学与外骨骼动力学解耦。因此，辅助步态的力呈现性能和输出阻抗仅由其外骨骼模块决定。图 1.4 髋关节康复训练车除了上文介绍的髋关节辅助机器人之外，haiyou 许多人在髋关节辅助外骨方面做了一系列研究，如文献5-11.1.3 本文主要研究的问题本文的研究对象为髋关节外骨骼机器人，主要研究的有以下几个问题：（1）对髋关节助力机器人外骨骼进行整体设计，主要适用对象为无下肢损伤人士或下肢具有较低运动障碍的残障人士。（2）探究人体行走时髋关节步态规律特征，获得髋关节助力机器人外骨骼所需达到的动力学和运动学性能，同时为确定控制策略做准备。（3）设计符合性能要求的串联弹性执行器，分析其工作原理并推导得到仿真所需的动力学参数。（4）对外骨骼进行动力学仿真，验证其机械性能和动力学性能是否达到设计要求。（5）对该外骨骼的控制策略进行研究，利用MATLAB对不同的控制策略进行仿真，并比较其控制效果。2 人体行走时的髋关节步态规律特征为了能够设计出符合要求的髋关节外骨骼，需要探究正常人在行走过程中髋关节的运动学规律，深入剖析在行走过程中人髋关节的生物学特性是十分重要的。首先，从髋关节的生物学结构出发，探究正常行走过程中，髋关节的行为动作特征。2.1 人体髋关节的结构模型髋关节是人体中重要的多轴性球窝状关节，由股骨伸展的股骨头和髋骨的髋臼这两部分构成。髂股韧带、耻股韧带以及坐股韧带支撑起整个关节，使得关节囊更加牢固，通过骨盆将两侧髋关节相互连接，脊柱则通过骶髂关节和腰骶关节两个关节连接，它既是连接人体躯干与下肢的重要运动关节，同时也是全身承受体重最多、负载力最重的关节12。髋关节在人体自由运动中承受巨大应力作用的同时，也在人类步行行走中特殊的力传导部位。因此它既有稳定作用，又有很大的灵活性。图 2.1 髋关节生物结构如图 2.1所示，在人正常行走过程中，可以将髋关节的连接处看作一个具有三个自由度的转动关节，股骨头可以绕髂股骨囊转动，可分解为髋关节的外展内收、伸展屈伸以及外旋内旋三个平面运动。2.2 髋关节的正常生物特性在正常的行走状态下，人的行走动作是周期性的，因此可以选择其中一个稳定的周期下的行走动作来进行研究，这个稳定的具有代表性的周期被称为步态周期，由于人的行走具有对称性，所以只需要在一个单一的步态周期下研究单条腿的动作进行分析，这样就可以获得人在正常行走时髋关节的运动学规律特征。在描述髋关节的运动学规律特征之前，需要建立一个合适的坐标系来表述，按照在医学上对人体的描述，定义了三个基本面和三个基本轴，并将髋关节运动分解为在这些面内的运动。垂直轴：平行于人体方向，同时垂直于地面的轴；矢状轴：前后方向穿过人体，与垂直轴相垂直的轴；冠状轴：左右方向穿过人体，与垂直轴以及矢状轴均垂直的轴；冠状面：冠状轴以及垂直轴组成的沿左右方向将人体纵切为前后两部分的平面；矢状面：矢状轴以及垂直轴组成的沿前后方向将人体纵切为左右两部分的平面；水平面：冠状轴与矢状轴组成的沿上下方向将人体横切为上下两部分的平面13；其位置关系如图 2.2所示：图 2.2 人体坐标系在确定了此坐标系的情况下，就可以按照髋关节的运动特点将其分解，具体而言，按照活动平面的不同，可将髋关节运动划分为在水平面内绕垂直轴的内旋和外旋运动，在矢状面内绕冠状轴的屈伸运动以及在冠状面内绕矢状轴的外展内收运动这三种基本运动。按照人行走状态的不同，在不同的状况下，这三种基本运动会有不同的活动范围，表 2.1表示出了人体髋关节的最大活动范围。在矢状面内髋关节向前为屈曲运动，向后为伸展运动，那么屈曲运动范围为 ，伸展运动范围为 。同时髋关节的运动还会受到人体其他关节的限制，如在膝关节作伸张运动时，此时的髋关节伸展运动就不会达到最大角度，其最大屈曲运动范围约为 ，除此之外，在人体运动过程中，髋关节活动范围还会受到关节囊、韧带以及髋臼等结构的影响。表 2.1 髋关节活动度自由度基础面运动活动范围3矢状面屈曲伸展冠状面外展内收水平面外旋内旋因此虽然从图中髋关节活动范围来看三种分解运动均具有较大活动范围，但在实际行走过程中由于各方面限制，髋关节的实际活动范围比极限范围要小。其中对人体行走过程贡献最大的的髋关节屈伸运动，同行它也具有最大的活动范围，而外展/内收运动以及外旋/内旋运动虽然活动范围小，但是它对于维持人体运动的稳定性具有极其重要的作用。正常行走过程中冠状面的外展和内收单侧为4，双侧为8；骨盆的上下倾斜运动范围约为5，屈曲运动运动范围约为0-28，伸展运动范围约为0-20。2.3 髋关节的运动学和动力学特征在进行动力学仿真时，为了更好的分析和控制髋关节外骨骼，通常需要了解在一个步态周期内髋关节的转角曲线以作为理想输出。有研究人员通过对受试者在跑步机上的步态进行测量，得到了在1.3m/s和1.6m/s的速度行走时髋关节、踝关节以及膝关节在矢状面内的关节运动角度，如图 2.3所示14：图 2.3 腿部关节运动角度可以看到，与髋关节的活动极限不同，在正常行走时髋关节屈伸运动范围约为，伸展运动范围约为。其在矢状面内的活动范围与正弦曲线类似，因此人们在行走过程中双腿始终表现为一前一后行走。当位于躯体前方的腿处于支撑状态时，另一侧腿的髋关节开始伸展，因此处于支撑状态的腿开始向身体后方转动，一直到另一条腿的脚跟开始接触地面。髋关节在支撑状态会保持一定的关节扭矩承受上半身负载，并在支撑状态后期推动身体主动地向前方移动。为了确定髋关节外骨骼所需要具有的动力学性能，有必要研究髋关节在一个步态周期内的力矩。图 2.4为研究人员测得的髋关节矢状面内产生的关节力矩曲线15。当身体前侧的脚与地面接触时，髋关节处于屈曲状态，当行走开始时，髋关节产生了一个作用于腿部的辅助力矩。髋关节屈肌通过在脚跟接触地面时吸收冲击能量同时进一步控制髋关节的屈曲运动，进而达到稳定身体平衡。当辅助伸展力矩达到最大0.380.19NmKg后，髋关节的屈肌开始发挥主要作用，这些屈肌控制着腿部向后旋转，从而抑制腿部后移，此时，髋关节力矩开始从伸展力矩向屈曲力矩过渡。在步态周期达到一半时，髋关节矢状面屈曲力矩开始接近最大值0.830.11NmKg，随后开始逐渐减小，这时，屈肌向人体躯干中心拉伸，使得下肢产生抬升动作，这一动作将一直进行，直到摆动相中期。进入摆动相后期时，由于躯体重心前移，导致髋关节矢状面力矩开始由屈曲力矩转变为伸展力矩。图 2.4 髋关节等效力矩曲线获得了在一个步态周期中髋关节活动范围曲线以及力矩曲线，可以在仿真过程中得到期望输出转角以及理想作用力矩，可以进一步分析查看髋关节外骨骼结构强度和动力学性能是否符合要求。3 串联弹性执行器的结构原理及特征在本章节中，主要介绍本篇论文中使用的串联弹性执行器(SEA),通过建立一个简单的SEA模型来分析其工作原理和过程，从它的开环模型和闭环模型来分析其基本特性。3.1 SEA概述串联弹性执行器（series elastic actuator）是一种广泛使用于人体外骨骼的驱动装置，与普通的驱动器相比较，它在驱动和执行模块之间添加了弹性元件，来使驱动与负载之间具有柔性缓冲作用16。其在本质上属于被动的柔顺结构，但是由与电机控制技术以及基于压簧变形量的关节力矩检测技术相结合，因此可以实现可调节的柔顺性能。弹性元件与人体的肌肉具有类似的作用，其伸缩类似于人体肌肉的拉伸，在这个过程中还会吸收储存一部分来源于末端负载产生的冲击能量，起到缓冲作用。常见的串联弹性执行器按照弹性元件的结构形式不同一般分为直线型和旋转型两种，其中直线型SEA其负载的作用方向在一条直线上，同时弹性元件会在同样的方向上拉伸和压缩；旋转型SEA其负载一般为一个力矩，弹性元件则是绕其作用轴线存在一定的刚度。他们本质上没有差别，都是弹性元件变形可直接测量的且串联在系统中的驱动装置。由于与负载相连的弹性元件其形变量可直接测得，因此可以通过弹性元件的变形间接推导出负载力的大小，这样使得SEA产生了多种多样的控制方法，包括力控制、位置控制、速度控制、电流控制以及阻抗控制等。力控制是将电机的输出力矩作为调节量对位置和速度进行控制；位置控制是将电机的角度位置作为输入量对SEA的输出力矩进行控制；速度控制是将电机的角速度作为输入量对SEA的输出力矩进行控制；电流控制是将电机的输入电流作为调节量，把它和输出力矩相关联，并对SEA的输出力矩进行调解；阻抗控制是将多种输出量的误差看作是力阻抗误差，将他们综合处理后对控制进行调节。串联弹性执行器由于其低输出阻抗、优秀的抗冲击能力、精准稳定的力矩控制性能以及良好的机械依从性，因此广泛应用于上肢和下肢外骨骼，本文同样使用了串联弹性执行器作为驱动原件。3.2 SEA模型推导如上一部分所述，串联弹性执行器具有多种控制方法，在建立其模型时电机输出量也会因而不同，一般来说具有较高能量密度或者扭矩质量比的驱动器对速度和位置的控制较为精确，但对于力的控制则略显弱势，串联弹性执行器主要就是为了解决在较高的扭矩质量比的情况下，通过弹性元件的形变量对输出力矩直接测量，进而反馈调节点击输出扭矩。因此，力源控制可以作为SEA的典型控制模型，本文接下来会对这种控制模型进行讨论。串联弹性执行器可以简化为四部分：电机、控制器、弹性元件以及系统输入。其模型如图 3.1所示：图 3.1 SEA模型外界环境对系统存在两个输入，即期望输出力矩和弹性元件形变量，是由上层的控制系统产生的期望值，是系统实际运行中弹性元件受到输出力矩作用产生的变形值，可以通过力矩传感器测量输出力矩从而间接获得，也可通过直接测量负载位移和电机位移相减获得。弹性元件在该模型中相当于一个力的中间过渡装置，它实际由两部分组成，一部分与电机输出轴连接，另外一部分则与负载直接连接。可将其简化为一个具有劲度系数为，阻尼系数为的线性弹簧，在真实环境中则需要另外考虑其两项系数是否为固定值，由于弹性元件的结构差异可能使它的形变量是非线性的。若不考虑滞后效应，那么负载力与弹簧形变量之间的关系为：(3.1) 其中弹性元件的形变量与电机位置和负载位置有关，其速度与电机速度和负载速度有关：(3.2)联立式(3.1)与式(3.2)可得：(3.3)在Laplace域内变换可得：(3.4)电机可以将能量输出转化为力矩和位移，为提高电动机的输出扭矩，电动机本身输出轴不会直接与弹性元件相连接，其中间会先通过联轴器连接到减速器上，降低转速并提高扭输出矩，再通过法兰与弹性元件连接。因此，在传动过程中会产生等效质量 ，和减速器产生的等效阻尼。若减速器产生的增益为 ，则电机输出扭矩与负载扭矩之间的关系为：(3.5)经过拉氏变换转化为： (3.6)整合式(3.4)与式(3.6)可得：(3.7)假设控制器具有简单的增益，那么：(3.8)(3.9)可得：(3.10)3.3 SEA模型分析当驱动器末端固定时，可以得到负载力矩 与期望力矩 之间的闭环传递函数为：(3.11)同样可得开环传递函数为：(3.12) 选取等效质量 ，弹簧刚度 ，阻尼系数 ，观察系统在增益为5、10、30、50下的阶跃响应曲线，如图 3.2所示：图 3.2 不同增益下的阶跃响应可以看到系统是稳定的，但由于弹簧阻尼系数的存在导致系统产生了零点，零点的存在使得系统响应迅速且具有较大的超调量存在一定的稳态误差，但随着控制器增益 增大，误差会逐渐减小，同时最大超调量会先增大后减小，因此控制增益的选取应在最大超调量峰值下降后的区间，即范围内选取。系统开环传递函数的Nyquist图和Bode图如图 3.3所示：图 3.3 Nyquist图和Bode图系统开环不稳定，在右半s平面上没有极点，同时，当 变化时，封闭曲线不包围 点，因此闭环系统稳定。在Bode图中相位曲线与 轴无交点，在Nyquist图中与负半轴不相交，因此系统具有良好的幅值裕度。随着增益增大，曲线向右移动，同时相角裕度也会增大，系统稳定性会越来越好。也可以看到系统的带宽，即-3dB时对应的频率逐渐增大，具有较高的频响范围。综合来看，在较低频率下，系统具有较好的带宽和相位滞后，响应迅速，符合人体髋关节的低频运动。4 髋关节助力机器人外骨骼设计在本章节中，主要介绍基于串联弹性执行器（SEA）设计的髋关节外骨骼其机械结构。首先从分析得出的外骨骼基本性能要求出发，设计符合要求的外骨骼；然后对关键部件进行分析检验，验证其性能是否达标；最后对部分部件进行分析，得到用于仿真的等效参数。4.1 髋关节外骨骼基本性能要求本文提出的研究目标为设计新型的轻质髋关节外骨骼机器人，进一步推进先进的髋关节外骨骼和控制方式研究。这项研究的目的是促进肌肉无力但仍能自主控制下肢运动的患者行走，同时尽量降低对于患者本身平衡控制的影响。最终目标是创建一个髋关节外骨骼平台，使外骨骼的开发具有更灵活和适应性。根据既定的目标和已有的资料分析，我们确定了新的髋关节外骨骼的性能要求如下:A.运动学和动力学要求在人类行走过程中，步宽的适应和重心的转移对保持横向稳定性至关重要。然而，部分外骨骼对髋关节的外展/内收运动以及外旋/内旋运动缺乏自由度支持，或者对这些自由度提供全自由度支持的外骨骼的附加重量对人本身的平衡控制产生严重干扰，因此必须要支撑佩戴者并减轻外骨骼本身对于患者行走稳定性的影响。同时外骨骼需要支持至少0.8 m/s的行走速度。该设备的尺寸应适应臀部宽度和其他体位特征在5 %-95 %范围的成年人，具有良好的适应性能。驱动单元的设计参数是满足髋关节外骨骼运动学和动力学要求的关键。根据Winter dataset17要求的髋关节角度和扭矩，对于80Kg级的人，每个执行机构应提供40 Nm的连续扭矩、80 Nm的最大扭矩和150度/秒的最大关节速度。外骨骼预计将产生高达以105步/分钟18的自然节奏在地面行走时所需扭矩的50%。为减少附加质量对行走稳定性的影响，外骨骼在重量上应尽可能的低。其具体运动参数如表 4.1所示：表 4.1 动力学和运动学参数参数期望值角度范围（屈伸）角度范围（外展内收）角度范围（外旋内旋）连续扭矩40 Nm最大扭矩关节速度质量80 Nm尽量降低B.良好的人机交互需求在行走过程中，外骨骼应该能够对腿部产生可控的辅助力。在考虑到可靠性、内在稳定性、内在安全性、能量管理和环境适应性的同时，运动顺应性对于外骨骼也很重要19。由于外骨骼与人类穿戴者紧密贴合，外骨骼应该与使用者的关节运动范围相适应，从而提供一个舒适的物理人机界面20.此外，外骨骼的驱动和控制应该允许穿戴者在外骨骼辅助运动的情况下，不受阻碍地执行自己想做的动作。C.平衡控制要求髋关节的外展/内收运动以及外旋/内旋运动对于人体横向稳定性具有十分重要的作用，因此外骨骼的设计需要考虑到外骨骼本身对于平衡控制的影响，由于本文针对的患者是在行走上有障碍但未完全丧失行走能力的患者或者正常人，因此外骨骼可以考虑在这两个方向上添加驱动进行主动控制，或者在这两个方向上添加自由度以不阻碍人体本身对于平衡的控制。4.2 髋关节外骨骼机械结构根据以上要求，设计出的髋关节外骨骼整体构型如图 4.1所示，主要由串联弹性执行器、平衡稳定器以及髋距调节器三部分组成，佩戴效果如图 4.2所示：图 4.1 髋关节外骨骼机械结构图 4.2 穿戴效果4.2.1 串联弹性执行器由于外骨骼执行器的尺寸限制和较高速度下运行时对高扭矩的要求，机器人中使用的大多数类型的执行器都不能使用。为了适应功率和重量的要求，重新设计了驱动系统，包括传导机构和执行机构，如图 4.3所示。对于可穿戴设备，特别是下肢外骨骼，必须最大限度地提高执行器的动力重量比和扭矩重量比，以使设备重量最小化。因此，对驱动系统设计进行了详细的的研究。图 4.3 SEA结构1-连杆，2-电机，3-轴承外框，4-法兰，5-谐波减速器，6-轴承，7-轴承内框，8-扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆，9-扭力弹簧，10-扭力弹簧与扭矩传感器之间的连杆，11-扭矩传感器，12-壳体，13-连杆电机选用Maxon无刷直流电动机(EC 90 flat, Maxon Motor, Sachseln, Switzerland)，具有连续扭矩额定值为0.44 Nm，质量为600g，详细参数如下表 4.2所示。表 4.2 电机参数参数额定值标称电压24 V额定转速2590 rpm额定电流6.06 A无负载电流538 mA最大效率质量83%600 g编码器选用配套的增量编码器(2048 CPT, MILE, Maxon Motor,Sachseln, Switzerland)，具有双通道，每圈计数2048，详细参数如表 4.3所示：表 4.3 编码器参数参数额定值额定电压5 V 10%每圈计数2048最大机械速度6000 rpm信号上升时间100 ns质量10 g谐波齿轮减速箱(csd-25-100-2A-GR-BB, Harmonic Drive, Limburg, Germany) 的传动比是100:1，输出扭矩约为47Nm，峰值扭矩152 Nm，详细参数如表 4.4所示：表 4.4 减速器参数参数额定值减速比100平均转矩75 Nm额定转矩47 Nm峰值转矩最大输入速度（油润滑）最大输入速度（脂润滑）极惯性矩152 Nm7500 rpm5600 rpm质量240 g弹性元件选用一块用钛合金制成的扭力弹簧，为让它具有和髋关节处肌肉类似的刚度，通过调整让它达到约为的扭转刚度。由于结构具有不规则形状，常规计算方法难以求得弹性元件扭转刚度，因此采用有限元方法求解其扭转刚度，计算结果见章节4.3，质量约为98.2g。扭矩传感器选用定制的扭力传感器(FTHB-100NM,Forsentek),其量程选用100Nm，额定电压3-12V，安全过载范围150%，详细参数如表 4.5所示：表 4.5 扭矩传感器参数参数额定值量程0-100Nm额定电压3-12V零点漂移3%非线性滞后输入阻抗输出阻抗0.3%0.3%380303505质量150 g若采用铝合金作为结构件材料，ABS作为不承受作用力的外壳材料，结构件质量为：(4.1)外壳质量为：(4.2)总质量为：(4.3)4.2.2 平衡稳定器串联弹性执行器在提供髋关节辅助力矩的同时，会由于自身重量和反作用力矩对左右两腿串联弹性执行器在后背连接处产生一定的作用力，若该连接处固定，正常行走时髋关节的外展/内收运动和外旋/内旋运动会受到影响，进而影响到人体行走的横向稳定性。为不影响人体横向稳定性，有两种方式可以解决以上问题。首先可以在这两个方向上添加驱动器增加主动自由度，这样在上层控制器控制用于髋关节屈伸运动的同时也对其他两个方向的运动进行主动控制，但这种方法需要对每条腿额外添加两个驱动器，若采用上文所述串联弹性执行器，则整机需要额外增加9.6Kg重量，大大增加了佩戴者的负担。另一种方法则是在这两个方向上添加被动自由度，采用柔性连接方法，使连接关节能够被动的顺应人本身的髋关节运动，由于髋关节的外展/内收运动与外旋/内旋运动作用角度小，对人体行走的能量贡献低，因此使用这种方法可以给人体带来较小负担的同时降低髋关节外骨骼对人体本身横向稳定性的影响，但这种方法对于完全丧失下肢行走能力，完全无法控制髋关节运动的患者来说无法使用。综合考虑以上情况，本文所述髋关节外骨骼的适用对象是仍具有一定下肢行走能力的患者以及正常人，因此采用第二种方法具有更高的效益。采用这种方式设计平衡稳定器如图 4.4所示：图 4.4 平衡稳定器结构整体结构由连接杆、调节旋钮、弹簧垫、外壳四部分组成。连接杆是平衡稳定器与髋距调节器相连的装置；调节旋钮用于调节弹簧垫的预紧力，进而改变稳定器的被动刚度；弹簧垫为一两端与两平板固定连接的弹簧，能够调节连接杆的角度，从而适应髋关节外展/内收与外旋/内旋运动。使用的弹簧的刚度以及预紧力需要根据提供最大辅助力矩时平衡稳定器的受力情况确定。如图 4.5所示，其中，变动范围为 ，,对点的等效作用力矩为-80Nm。 图 4.5 平衡稳定器受力示意图则将点处外力向点等效为：(4.4)设直线与之间的夹角为，与之间的夹角为，则：(4.5)得到：(4.6)继续将点处外力向等效为：(4.7)故在平面内，有：(4.8)同样在平面内，有：(4.9)得：(4.10)故：(4.11)采用同样的方法计算得出在无负载力矩作用下的,因此处弹簧垫应施加的预紧力为。由于处弹簧垫的可压缩范围为，处弹簧垫的可压缩范围为，因此可计算得出弹簧垫的刚度最小值分别为(4.12)(4.13)4.2.3 髋距调节器为保证髋关节外骨骼的适应性要求，应当让其具有可根据不同使用者调节两串联弹性执行器之间距离的功能。图 4.6 髋距调节器结构如图 4.6所示，髋距调节器主要由导向机构和凸轮压紧机构两部分组成，当凸轮压紧机构松开时，导向机构可以沿着滑槽滑动，当调整到合适位置，可将其压入连接杆正面的卡槽内，此时再将压紧机构压紧，即可调整外骨骼串联弹性执行器之间的距离。卡槽间距设置为5mm，执行器的可调整范围设置为330mm-600mm，这样可以满足大部分佩戴者的使用需求。4.3 髋关节外骨骼有限元分析为保证设计的外骨骼符合性能要求，因此使用Ansys对外骨骼中主要结构件进行强度校核和静力学分析，同时也要对不规则的弹性元件计算其扭转刚度。为提高分析效率，采用CREO建立外骨骼三维模型，通过格式转换将其导入到Ansys Workbench以及Ansys Mechanical APDL中进行分析。文件导入后，再在Ansys中定义各种参数载荷以及划分网格，输出计算结果。4.3.1 弹性元件弹性元件需要进行强度分析和扭转刚度分析，强度分析为分析其在峰值负载作用下强度是否符合要求，扭转刚度分析为分析其在不同大小的负载作用下的扭转变形量。分析扭转刚度时由于目标扭转刚度为2.15 ，因此其理想最大变形量约为 ，可以看到产生了比较大的变形，因此在求解时使用大变形模式。与普通静力分析计算有所差别，大变形模式是针对形变量较大的结构使用的一种非线性计算，当结构收到载荷作用时，尽管应变极小，但是位移很大，这时平衡不满足小变形假设，因此使用大变形模式。在大变形模式计算时，每进行一次求解都会根据求解结果重新计算节点位置，从而获得节点新位置下的刚度矩阵，在进行下次迭代时，将会使用新的节点刚度矩阵进行计算。而小变形模式是Ansys中静力分析的默认模式，对于满足小变形假设的计算，即物体所发生的位移远远小于物体自身的几何参数尺寸，同时材料的应变量远小于1。在这个前提下，建立物体或者微元体的平衡条件时就可以不必考虑物体的位置以及形状的变化。因此有限元分析中不必区分其在变形前和变形后的位置和形状，而且在施加载荷和变形过程的应变可用位移的一次项的线性应变量进行度量。如图 4.7所示，对同一弹性元件施加相同的约束和载荷，在大变形模式和小变形模式下分别计算，计算结果如图所示，可以看到，弹性元件在小变形模式下具有更大的位移，且在y方向上产生了扭曲，而在大变形模式下则只在绕y轴的方向上产生扭转，较为符合实际。图 4.7 不同模式下的变形结果对比图 4.8 弹性元件应力分析结果从分析结果可以看到，弹性元件所受最大应力为1044.5Mpa，所使用的钛合金材料强度最大可达1400Mpa，符合强度要求21。接下来分析其扭转刚度。如图 4.9所示，选取序号1-8处八个节点作为研究对象，分别对弹性元件均匀施加-40N40N载荷，查看其在柱坐标系下的扭转变形量，并将八个节点的变形量取均值记录，由于有限元分析得出的柱坐标系y方向变形量是改节点坐标的绝对变形量，设为 ，则弹性元件的扭转变形角度：(4.14)进一步计算即可得到其扭转刚度。图 4.9 8个取样节点位置如图 4.10所示是绘制出的弹性元件扭转刚度随载荷的变化曲线，可以看到由于其不规则结构，扭转刚度是非线性的，并且在正方向和负方向上不对称，在负方向上扭转刚度变化率小，更容易发生形变，在正方向上扭转刚度变化率大，不容易发生变形。通过改变扭转弹性元件的厚度可以影响其扭转刚度的变化率，当弹性元件变厚时，其扭转刚度增大，应力幅值会减小，当原件变薄时，其扭转刚度减小，应力幅值会增大；改变弹性元件扭转区域的宽度也可以改变其扭转刚度，当宽度变大时，其扭转刚度增大，应力幅值会减小，当宽度变小时，其扭转刚度减小，应力幅值会增大。图 4.10 扭转刚度曲线4.3.2 扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆是连接谐波减速器和扭转弹性元件之间的部分，需要进行应力分析，分析其强度是否符合要求；如图 4.11所示，是使用铝合金作为材料制作的扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆的应力分析结果：图 4.11 扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆应力分析可以从图中的分析结果看到，最大应力为40.944Mpa，小于铝合金材料的抗弯强度370Mpa，选用常用的铝硅合金（ZalSi9Mg）即可满足使用要求。4.3.3 扭力弹簧与力矩传感器之间的连杆扭力弹簧与力矩传感器之间的连杆是连接力矩传感器和扭转弹性元件之间的部分，需要进行应力分析，分析其强度是否符合要求；如图 4.12所示，是使用铝合金作为材料制作的扭力弹簧与力矩传感器之间的连杆的应力分析结果：图 4.12 扭力弹簧与力矩传感器之间的连杆应力分析可以从图中的分析结果看到，最大应力为255.66Mpa，小于铝合金材料的抗弯强度370Mpa，选用常用的铝硅合金（ZalSi9Mg）即可满足使用要求。4.3.4 壳体壳体是连接力矩传感器和腿部支撑杆之间的部分，同时还起到保护内部零件的作用，需要进行应力分析，分析其强度是否符合要求；如图 4.13所示，是使用ABS作为材料制作的壳体的应力分析结果：图 4.13 壳体应力分析可以从图中的分析结果看到，最大应力为4.2388Mpa，小于ABS材料的抗弯强度可以达到80MPa，选用常用的ABS工程塑料即可满足使用要求。5 髋关节外骨骼动力学仿真在本章节中，主要介绍使用Adams对第四章设计的髋关节外骨骼进行动力学分析，以直观的观察外骨骼各部分的运动状况以及所受到的作用力大小。首先根据上文分析得出的在一个步态周期内的关节角度曲线和作用力矩曲线分别作为期望运动规律和负载，结合求得的弹性元件的扭转刚度，分析得到在负载作用下达到期望关节运动角度时的各部分构件的速度曲线和作用力曲线，对这些数据进行进一步的分析即可得到外骨骼的运动性能和动力学性能。5.1 仿真前期准备在仿真之前，需要将在CREO中建立的三维模型导入到Adams中去。本文中使用的方法是，首先将CREO中建立的整体模型按照相对运动关系分组以简化模型，然后将分组后的各部分导出为Parasoild(*.x_t)格式的文件，这种格式的文件能够保留实体模型的同时被Adams完整读取，十分适合作为中间文件进行过渡。另外在导入时需要将同一组内的多个零件看作单个部件进行导入，这样在后续施加约束的过程中可以减少施加的固定约束数目，更方便做动力学分析。模型导入成功后首先对每一部件定义材料、质量、密度等基本属性；然后在各部件之间根据相对位置关系设置转动副和固定约束；具体来说运动副主要有4个：（1）电机输出轴与谐波减速器之间的转动副；（2）谐波减速器与扭力弹簧之间的连杆和扭力弹簧之间的转动副；（3）力矩传感器与扭力弹簧之间的连杆和扭力弹簧之间的转动副；（4）外壳和支撑杆之间的固定副。在电机所在的转动副设置位移驱动；作用力则需要添加两个，其中一个为支撑杆所在的转动副添加的扭矩，该扭矩用于模拟一个步态周期内的负载；另一个作用力则是扭转弹簧阻尼器，需要添加在扭转弹性元件和扭力弹簧与谐波减速器之间的连杆之间的转动副，该阻尼器用于模拟扭转弹性元件的扭转变形作用。添加所有运动副、驱动和约束后模型和验证结果如图 5.1所示：图 5.1 模型验证结果扭转弹性元件的扭转刚度设置为，阻尼系数设置为，假定外骨骼可以在屈曲阶段始终保持提供关节等效力矩的一半，在伸展阶段零力矩输出，那么对于体重为80Kg的人，髋关节外骨骼的负载曲线如图 5.2所示：图 5.2 外骨骼的负载曲线根据第二章分析可知，髋关节外骨骼的理想角度输出曲线如图 5.3所示：图 5.3 理想角度输出5.2 仿真结果与分析在上述负载和理想输出已知的情况下，通过改变电机的输出曲线即可得到髋关节外骨骼在正常工作状态下各构件和关节的速度、加速度、作用力矩等运动学和动力学性能。图 5.4所示为扭转弹性元件在一个步态周期内的形变量和形变速度曲线，形变量在之间，形变速度在 。从能量关系来看，不考虑中间损耗的情况下，电机输出的能量一部分用于辅助髋关节运动，另一部分转化为扭转弹性元件的弹性应变能储存，这部分能量也会随着形变量的降低而释放，从图中曲线来看，弹性元件的形变量会随着髋关节屈曲而逐渐增大储存能量，在屈曲的最后阶段储存的能量则会逐渐释放，起到了减缓辅助力矩的作用，能够使输出扭矩更加平缓，增大了关节的柔顺度。图 5.4 弹性元件形变量和形变速度图 5.5所示为一个步态周期内电机的输出扭矩变化曲线，最大扭矩为0.26，小于所选型号的电机的连续扭矩，因此该电机满足使用要求。可以从曲线中看到电机的输出扭矩与弹性元件的形变量具有相似性，在髋关节屈曲阶段且屈曲角度达到最大之前，电机输出扭矩做功大部分辅助髋关节运动，另一部分储存在弹性元件弹性势能中；在屈曲角度从最大开始减小直到屈曲阶段结束的过程中，电机输出扭矩逐渐减小且弹性元件弹性元件弹性势能也会逐渐释放，二者均用于辅助髋关节运动；在随后的髋关节伸展阶段，由于负载为0，因此电机的输出扭矩仅用于扭转弹性元件的形变及其形变恢复，所以要尽可能的降低这一过程中电机的输出扭矩和弹性元件的形变可以提高外骨骼的效率。图 5.5 电机输出扭矩6 总结与展望6.1 文章总结本文针对下肢行走不便但仍具有一定行走能力或者正常髋关节无损伤的人群，提出了一种基于串联弹性执行器的动力髋关节外骨骼。首先通过查阅相关文献研究髋关节的生物学运动规律，为髋关节外骨骼的结构设计提供了具体性能要求。然后探究了作为驱动源的串联弹性执行器的结构原理，并通过求解其传递函数得到了它的运动特征，为髋关节外骨骼的结构优化提供了理论支持。然后根据性能要求在CREO中设计出了髋关节外骨骼机器人，并使用Ansys对其进行了有限元分析以得出验证其强度是否满足要求，并求解出部分动力学参数为动力学仿真做准备。然后在Adams中进行了动力学分析研究其在期望运动规律下的基本性能是否满足设计要求。最后对系统的整体控制方案和底层控制方案进行了讨论，并探究了其可行性。得出的主要结论如下：(1)从人体髋关节的医学解剖出发，发现髋关节具有三个方向的转动自由度，即外展/内收运动、外旋/内旋运动、屈曲/伸展运动。其中前两个运动运动幅度较小，对人体行走的能量贡献较小，对于横向稳定性的维持具有重要作用；屈曲/伸展运动为人体行走提供主要的能量支持。因此设计的髋关节主要辅助屈曲/伸展运动但同时要满足对横向稳定性的不利影响。(2)通过研究正常人行走的步态特征，得出了在一个步态周期内人体髋关节的关节旋转角度曲线和关节等效力矩曲线。前者实际上是髋关节辅助外骨骼的期望工作状态，后者则可以得出驱动器的期望辅助力矩。进一步分析可以得到所需设计的外骨骼的性能需求，也为动力学分析提供了方便。(3)通过对串联弹性执行器的结构分析，建立了其力源控制的模型。通过对模型开环传递函数和闭环传递函数的分析，发现其带宽范围大，低频响应迅速，符合人体髋关节的低频运动。(4)通过对髋关节运动特征和串联弹性执行器运动规律的研究得出了外骨骼的基本性能要求，包括运动学和动力学要求、人机交互需求和平衡控制要求，并据此在CREO中建立了外骨骼的三维模型。(5)使用Ansys对所设计的外骨骼中承受主要载荷的结构件进行分析验证了其在峰值载荷下的强度符合要求。同时还使用有限元方法对形状不规则的弹性元件在不同应力下的变形进行分析得出了其扭转刚度曲线，验证了其扭转刚度符合期望值。(6)使用Adams对所设计的外骨骼的动力学特征进行了探究，将期望关节旋转角度曲线作为理想输出，同时根据期望辅助力矩曲线施加负载，研究其在添加扭转弹簧阻尼器的作用下电机输出轴的输出力矩和扭转弹簧阻尼器的变形量，验证了扭转弹性元件的缓冲作用和所选型号电机的额定输出满足要求，同时对其能量转化关系的分析也为进一步的控制方式优化提供了方向。6.2 后期展望本论文完成了对髋关节辅助外骨骼的设计工作，并通过运动学和动力学的分析验证了其可行性，但距离制作出成品并使其达到使用需求仍然有很多路要走，因此在接下来的研究中，还需要着重注意以下几个方面：(1)使用的人体髋关节关节角度变化量曲线以及关节辅助扭矩曲线未实际测量且来源不一致，与实际情况可能存在不一致，应采用实验方法进一步验证。(2)所设计的扭转弹性元件的扭转刚度不是常值，且在正负两个方向上不对称，实际使用时会给控制带来一定的难度，要进一步优化结构，提高其对称性，减小其扭转刚度变化量。(3)为降低对人体横向稳定性维持造成负面影响而使用的平衡稳定器的作用是否实际发挥需要实验验证，需要研究在使用和不使用两种状况下的人体步态是否发生变形、使用舒适度等进行进一步研究。(4)动力学分析过程中仍有一部分参数与实际不一致，如使用的弹性元件扭转刚度为固定值，与实际得出的非线性的扭转刚度曲线有差别。(5)动力学分析仍然不完善，如电机输出轴的驱动曲线为手动输入的使输出关节角度向期望值靠拢得出的，没有体现力源控制方式下的负反馈调节；缺少髋关节伸展阶段零力矩输出模式的仿真验证等。参考文献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