减重台架式下肢康复机器人结构设计和分析

精选优质文档-倾情为你奉上单位代码 10006 学 号 分类号 TH122 毕业设计(论文) 减重台架式下肢康复机器人结构设计和分析院（系）名称机械工程及自动化学院专业名称机械工程及自动化学生姓名指导教师张建斌2017年6月专心-专注-专业北京航空航天大学本科生毕业设计（论文）任务书、毕业设计（论文）题目： 减重台架式下肢康复机器人结构设计和分析 、毕业设计（论文）使用的原始资料（数据）及设计技术要求： 1、髋关节屈伸范围：-2030 2、膝关节屈伸范围：-450 3、踝关节屈伸范围：-3035 4、行进步速：110步/min 、毕业设计（论文）工作内容： 减重台架式下肢康复机器人具有结构简单，穿戴方便，康复效果稳定等特点。本课题拟提出一种新的下肢外骨骼机械结构构型，设计一种新型的弹性驱动器。重点考虑下肢主要关节的运动性能同时，使其具有穿戴性好，质轻，结构简单等优点 毕设的主要工作内容为：在了解下肢康复机器人的研究背景研究现状等，完成减重台架式下肢康复机器人机械结构设计，绘制一些相关零件的零件图。对系统进行简单的动力学分析后，使用ADAMS进行基本的仿真。 、主要参考资料：饶玲军.下肢外骨骼行走康复机器人研究D.上海：上海交通大学，2012. 郭卫东.虚拟样机技术与ADAMS应用实例教程M.北京：北京航空航天大学出版社 陈景藻.康复医学M北京：高等教育出版杜,2001 王勇利.基于电机控制的低阻抗弹性驱动器设计D.哈尔滨：哈尔滨工业大学，2010. 机械工程及自动化 学院（系） 机械工程及自动化 专业类 班学生 毕业设计（论文）时间： 年 月 日至 年 月 日答辩时间： 年 月 日成 绩： 指导教师： 兼职教师或答疑教师（并指出所负责部分）： 系（教研室） 主任（签字）： 本人声明我声明，本论文及其研究工作是由本人在导师指导下独立完成的，在完成论文时所利用的一切资料均已在参考文献中列出。作者：签字：时间：2017年 6 月减重台架式下肢康复机器人结构设计和分析学生姓名： 指导教师：张建斌摘要减重台架式下肢康复机器人是下肢康复外骨骼中康复效果较为稳定、穿戴性好、可拥有多套步态控制方案的典型结构。现有的减重台架式下肢康复机器人设计中，由于系统均采用了刚性原件，导致了在步行训练中由于刚性冲击带来的震动容易造成患者的二次损伤，此外，在尺寸兼容性方面由于调整范围较小，使用舒适度较差。针对目前的康复需要，本文设计了一款减重台架式下肢康复机器人，分别对髋部模块，膝关节模块，踝部及足部模块，腰部固定模块进行了结构设计和分析。在此基础上还着重设计了一套运用在膝关节处的直流伺服电机驱动直线弹性驱动器。并对驱动器的结构进行了分析，对相关的一些传动零件做了计算分析。之后运用理论力学基本知识对下肢康复机器人系统进行了相关动力学模型的推导，得出了关键动力学方程，为以后的控制初步建立了理论基础。并对于建立好的三维模型导入仿真软件进行了简单的动力学仿真。这套减重台架式下肢康复机器人相比之前的成果，添加了膝关节弹性驱动结构，改善了系统刚度，提高了穿戴舒适性。关键词：减重台架式，弹性驱动器，动力学方程The structure design and analysis of weight rack lower limb rehabilitation robot Author: Tutor:Zhang Jian-BingAbstractThe weight rack lower limb rehabilitation robot is relatively stable, and wearable in lower limb rehabilitation external skeleton. Its the typical types of multiple sets of gait control schemes. In this dissertation, we first understand the physical conditions and rehabilitation needs of patients with spinal cord injury and paralysis of the lower limbs. Then analyze the research situation of the external and bone of the lower limbs .In the design of weight rack lower limb rehabilitation robot, because the system uses the rigidity of the original . Resulting in the shock caused by rigid shock in walking training which can easily cause the patients two injury. In the dimension compatibility, because of the smaller design scope, userscomfort is poor.Aiming at the need of rehabilitation, this dissertation introduces the design of a weight rack lower limb rehabilitation robot. Respectively on the hip joint module, knee module, ankle and foot module, lumbar fixation module did the structural design and analysis. Based on this, a set of DC servo motor driving linear elastic actuator is designed and applied in the knee joint. The structure of the driver is analyzed, and some of the relevant parts are calculated and analyzed. Then, the basic knowledge of theoretical mechanics is used to deduce the relative dynamics model of the rehabilitation robot system, the key kinetic equation is obtained. Also the theoretical basis for the initial control was established. For the establishment of good three-dimensional model import simulation software for a simple dynamic simulation. This results of weight rack lower limb rehabilitation robot compared to the previous, the elastic drive structure of the knee is added, the stiffness of the system is improved, and the comfort of the wear is improved. The improvement of the future mechanical structure is made.Key words: Weight rack，Elastic actuator，Kinetic equation目录第一章 绪论1.1课题背景及意义1.1.1课题背景近些年来，脊髓损伤（SCI）这种中枢神经系统疾病的发病率有逐年升高的态势。脊髓损伤是因冲击力施加于脊椎而导致的脊髓破坏。脊髓是人体绝大多数神经信号的传输渠道。因而脊髓受损主要症状在于神经传输通道中断所造成的知觉丧失。脊髓损伤造成的偏瘫或截瘫极大地影响了患者参加社会劳动能力和生活水平。一些发达国家已经在这个领域进行了积极的研究，研究成果也使得一些患者能够重新走上社会，而且也在一定程度上增长了他们的寿命，医学水平的发展让他们不仅能从创伤中存活下来，康复治疗的发展还能让他们逐渐回归正常生活。在我国脊髓损伤这些年也得到了更多的关注，包括汶川地震，甘肃临洮地震等自然灾害，以及一些社会治安问题中造成的脊髓损伤。都给这些截瘫或者偏瘫患者生活上带来了巨大的负担和心理上沉重的压力。因而寻求有效的康复途径，使患者伤情能够一定程度上得到缓解甚至治愈，不但可以提高患者自身生活能力，也能为社会减少负担。对于这些偏瘫或截瘫患者来说，能够脱离轮椅的束缚重获一定活动能力是他们最大的愿望，针对他们的站立式康复训练能够促进他们下肢的血液循环系统和神经系统，阻止长期坐姿导致的肌肉萎缩和痔疮，改善血液循环。因此为下肢偏瘫或截瘫患者设计一款能够有良好康复效果的下肢康复外骨骼是有其必要性的。外骨骼机器人是指一种带有一定仿生功能外部机械装置的可穿戴式机器人。近些年机器人技术水平飞速发展，外骨骼机器人也从起初仅运用于军事方面逐渐发展进步，并康复医学结合起来，形成了利用下肢外骨骼康复平台，对有着完整下肢但失去全部或部分下肢运动能力的病人进行一系列康复训练，这是近些年来高速发展的新兴技术。这种手段可以有效缓解传统康复训练中以下三个明显的缺陷：1、对康复人员技术水平要求高，国内缺乏合格的专业康复师。2、康复师体力负荷大，难以维持长时间稳定的运动训练。3、康复师的工作经验以及工作态度对康复效果影响较大，康复质量难以把握。让康复医师能够将更多地注意力调整到病人病情上，保证整个康复治疗效果的稳定。1.1.2课题意义失去了行动能力和基本生活自理能力的截瘫或偏瘫患者，长期坐在轮椅或卧在病床上，随之产生的一些并发症如：深部静脉血栓及肺栓塞，尿路感染引发的尿毒症，肺部感染，褥疮的严重并发症败血症，心血管的并发症等脊髓损伤发病后期对患者生命最大的威胁，有效的站立式康复训练能够在一定程度上缓解这些问题的产生。脊髓损伤导致的截瘫及其并发症主要症状有：（1） 关节僵硬和畸形，肌肉萎缩和痉挛。 （2） 呼吸道感染：卧床肺活量小，异物排出困难而致使呼吸道感染。（3） 尿路感染：尿潴留长期滞留，发生的尿结石和泌尿系统感染。（4） 褥疮：截瘫患者皮肤无知觉且血液循环不畅产生的褥疮，会引发的炎性渗出导致血液感染，引发败血症。这也是脊髓损伤并发症致使患者死亡的主要因素。（5） 心血管并发症由于脊髓损伤更常见于一些青壮年劳动力的身上，影响了患者的生活自理能力，也给他们心灵上带来了极大地创伤，同时给他们的家庭给社会都带来了沉重的负担。将外骨骼机器人技术运用于康复医疗技术中，通过精细的步态控制与合理的结构设计，可以给患者带来更好的康复体验，为患者早日脱离轮椅和病床作出贡献。使用下肢康复外骨骼有以下显著的疗效：（1） 对关节附近的肌肉做了拉伸和牵引，防止关节畸形，预防肌肉长期不运动导致的肌肉萎缩和自发性骨折。（2） 改善了泌尿系统和循环系统的循环功能，促进了消化系统以及肾，膀胱等正常的排泄，有效减少尿路感染的发生。（3） 增强了静脉血液回流能力，从而加强了心肺功能。（4） 加大了活动量，防止了长期对皮肤的挤压，降低了褥疮的发病率，能够有效减少并发症的发生。 （5） 可以刺激患者下肢神经系统，有益于神经系统功能的复原。1.2 国内外基本研究现状及发展趋势 1.2.1下肢外骨骼研究起步下肢外骨骼机器人开发起源于1980年左右，在90年代步入了高速发展阶段。早期有关外骨骼机器人的研究主要目的是为了让机械来加强人体的生理机能。如1965年GE公司研究的名为Hardman如图1-1所示Hardman使用电机驱动主从控制，可让穿戴者轻而易举的抬起120千克左右的物体。但由于其670KG的庞大体积重量，以及高达30多个自由度，采用了内外双层外骨架结构的复杂机械结构，使得Hardman操作复杂，穿戴困难，腿部不协调。整个机器人也不能实现无外物支撑的平衡自主运动，于是GE公司最后放弃了研究。图1-1 Hardman外骨骼机器人1.2.2康复外骨骼的研究现状下肢传统康复方法是由康复师手把手地完成康复步骤，这样不仅康复师本身的劳动强度大，而且难以提供持续稳定的康复运动训练。康复质量也由于康复师本身的经验水平状态等的影响而参差不齐。进入21世纪以来，随着人们物质水平的提高和科学技术的发展，对于康复医疗器械提出了更高的要求。下肢外骨骼康复机器人的研究正好迎合人们对于稳定康复医疗器械的需求。而目前下肢外骨骼康复机器人从其机械结构形式可分为：卧式、减重台架式、独立行走式，下面将会从这三种类型对国内外研究现状进行概述。1.2.2.1卧式康复外骨骼图1-2 Erigo的使用效果示意图卧式康复外骨骼可以解决患者在康复前期不适用站立式康复外骨骼的问题。现阶段常使用在临床的下肢康复外骨骼医疗器械多数是站立式。虽然具有相对完备的康复功能，但在康复患者穿戴康复外骨骼时，对于脊髓损伤的截瘫或者偏瘫患者，一般需要3-4位康复医师才能完成穿戴，并且过程比较繁琐和困难。由瑞士的Hocoma公司设计制作的Erigo脊髓损伤前期康复系统（如图1-2）。这套康复系统使卧病在床的神经系统病人处于床体在0-80的可调倾斜状态，并且可以让患者下肢进行较小幅度的摆动，因而可以 提高康复效果减少并发症的产生。这套卧式康复外骨骼优势在于：基于患者康复前期行动极为不便的特点开发，通过可调倾斜度的与床体绑定的机械结构与简单的踏步系统共同作用，可以在康复早期起到不错的辅助治疗效果。但存在着明显的缺点：下肢踏步系统关节设定的转脚小，康复功能局限性很大。在国内，清华大学在康复系统方面研究时间比较长，研究内容也更深入。得益于国家“863计划”的大力支持，于21世纪初开始进行机器人技术运用康复工程的研究，并且很快在四年后进行了临床运用，获得了大量康复数据。图1-3所示是清华大学研发的卧式绳索牵引康复系统。其基本功能是由串联的绳索牵引机构来完成的，由患者上肢驱动通过柔性绳索牵引机构来进行下肢的运动。但其存在着需要患者自己驱动且康复功能过于单一的缺陷。图1-3卧式绳索牵引机构1.2.2.2减重台架式下肢康复外骨骼由瑞士著名Hocoma公司和Blagrist康复机构携手开发Locomat下肢康复步行机器人是这种下肢康复外骨骼的代表作品，如图1-4所示。Locomat研发成功于1999年并在两年后成功推向一些康复中心，又在之后几年完成了进一步的完善。Locomat开创了能让下肢运动功能受损的患者在自动医用跑步机上完成减重式步行康复流程的先河。该康复系统通过一组悬挂装置来进行减重，平衡控制则通过一套具有旋转装置的矩形机构实现。同时为了适应各种不同体型患者的需求，该系统中各种的杆件都设计成长度可调整式。为了患者舒适度着想，固定患者位置的部分都运用了柔软的材料护垫。Locomat采用在机器人腿部固连的两台伺服电机作为驱动装置。两部电机安装于腰部模块和膝关节上方，驱动对应丝杠螺母的传动机构，使机器人腿部杆件来回摆动来完成步态的模拟。同时，Locomat的关节处都安置了相应传感器，采集关节处运动的速度，角度，力等相关信息，并将之反馈给相连的控制主机。Locomat突出的优点在于：减重台架式的设计可以对较长康复流程的患者不同时期进行不同程度的减重练习，设备使用周期较长。设置了能够采集患者相关运动数据的传感器，有益于对病情的监测和评价，从而让康复医师进行相应康复计划的变动。康复过程具有良好的重复性，提供了稳定的康复效果。可通过相应界面方案，提高患者参与康复训练的主观能动性。多种步态模式的控制系统可调整外骨骼的辅助力大小，通过与动力装置固连的力传感器可以测试出患者自身能提供运动力的大小，通过这些活动力的数据采集对外骨骼主要驱动力进行从0到一定数值的范围内调整。通过这种反馈调节来完成患者在不同身体状况下多种康复方案。Lokomat多处设置了尺寸调节装置，可为不同身体状况的患者提供尺寸的定制方案，以此来完成机器人各杆件长度的调整。Locomat优势在于：提供多部位支撑，后驱动。缺点在于步态控制模式设计方案很少，穿戴过程比较复杂。（a）穿戴训练效果图（b）关节结构示意图图1-4 Locomat训练效果及关节结构示意图由陈笃生医院和新家坡南洋理工大学合力开发了一套含有骨盆辅助控制功能的康复外骨骼。它是由电机驱动，在满足下肢运动的自由度前提上可以对踝、膝、髋三个关节进行运动控制，但由于整个系统都是刚性的、全约束的机构，对患者有较大的强迫性，会使患者感到很不适，加入了一些被动的柔性机构改善了以前的弊端。骨盆部位由一组多边形杆件系统来实现控制。原理图如1-5所示。每一边的平行四边形支撑模块都由2个电机分别驱动，各控制平行四边形支架的相邻两杆从而能够让输出端通过对夹角的调整到达所需位置。美国加州大学采用并联汽缸给外骨骼提供驱动力，研发了一种控制人体骨盆运动的辅助行走机器人。机器人共有3个方向的平移和2个方向的旋转运动，即包含5个自由度。在控制腰部的运动方面，使用气缸调整骨盆框架的两输出端点位置即（PAM）。同时在减重设计方面采用了悬挂式支撑机构（BWS）固连在医用跑步台的伸出杆处。图1-6即测试人员在进行系统数据的分析实验过程。位于芝加哥的康复系统开发中心与当地康复器械生产企业合力研发了一种通过对患者腰部运动的控制来完成下肢康复训练的机器人KinAssist如图1-7所示。通过对患者腰部运动控制来实现人类正常步态的运动，同时也具有相应的平衡系统。KinAssist主要功能帮助下肢运动功能受损的患者提供步行康复，腰部运动控制行走机构模块位于受训者后方，为患者提供稳定的固定同时也能提供充足的运动行程，优化了康复体验。该机器人通过固定装置，连接装置，支撑系统三个部分实现对腰部运动的控制。位于支架模块前的驱动系统可控制训练者背部xyz方向的平移和三方向的绕轴转动，位于后段的支撑系统能够完成对患者腰部的拉高，躯干的转动和倾斜，以及来回的摆动。在保证了比较好的安全性的同时，为患者提供了多种训练模式，兼具步行，平衡，摆动等功能。KinAssist最显著的特色是同时能够进行主动和被动双重控制功能，规避了普通刚性康复系统给患者的强迫性约束，具有更好的适应性。但是这套系统不适用于不具备一定行走能力的患者，且结构复杂笨重，价格高昂，不适合普通家庭使用。由美国研制的Motorica在KinAssist的基础上做了一些改进。为了减低整套机器人的穿戴难度，将驱动装置由原来的后驱改为了前驱。其具备了KinAssist的下肢被动行走运动的功能外，有了穿戴简单，有很好的可调性的优势。但依然有步态单一，功能局限性大的劣势。源自德国的下肢康复机器人MGT也是减重台架式产品之一，它采用了两套曲柄摇杆机构通过具有反馈控制的计算机控制。但其自由度少，功能不够完备，不能实现复杂的运动规律。图1-10 ALEX康复数据收集美国的特拉华大学研发了一套主动驱动的下肢康复机器人ALEX，可以为有行动功能损伤的患者提供比较稳定的康复流程。如图1-10，开发者提出了力场控制，为这套下肢康复外骨骼加上了重力补偿，使得附加力恰好满足患者的康复需要，不会给患者造成二次损伤。驱动装置采用了直线推杆。在系统控制方面，研发组先对正常成人在不同的步行速度下运动中的受力，各关节运动位置以及速度峰值，单步的初始点等进行记录，找出关键特征点，做参数化后的回归分析。以大量的数据进行不同步态方案的设计。同时前置的显示屏可以为患者提供实时的步态可视化数据，帮助记录患者的康复运动情况。1.2.2.3独立行走式图1-11 IHMC穿戴效果图位于美国佛罗里达的人与机器认知研究院开发了一种名叫IHMC的独立行走外骨骼如图1-11所示。目的在于辅助因脊髓损伤导致的下肢行动困难实现自主步行。该外骨骼每条腿都有五个自由度，包括三个安置了驱动器的主动自由度，含髋关节、膝关节的曲伸运动，髋关节的内旋和外展运动。以及两个未安置驱动器的被动自由度，包括踝关节的跖屈背屈以及髋关节的内外轴旋。人在运动过程中，关节不是固定的绕轴旋转，而是轴心做平面运动的同时，腿绕轴转动。这里设计的时候简化为固定的绕关节中心轴运动，并在关节处装了旋转弹性驱动器来驱动。这样可以很好的解决刚性系统带来的强迫性，在与地面接触时很好的吸收了着地时的冲击力，拥有很好的柔顺性。但由于下肢行动障碍的患者不能通过髋关节的被动外展内收来控制前进方向，因此在IHMC的改良版去掉了这一自由度。在平衡方面，设计者加入了拐杖来实现行走过程中的平衡。图1-12 HAL结构示意图日本筑波大学的Cybrnics 实验室开发了行走式下肢康复机器人Hybrid Assistive Limb即HAL，比较有效解决了在康复训练后期一出现步态不稳的问题，如图1-12。HAL与其他下肢外骨骼相比具有的独特优势在于它具有两套控制系统，生物意图控制系统（CVC）和主动控制系统（CAC），通过与穿戴者皮肤连接的传感器收集肌肉电信号，由意图控制系统来控制驱动装置。而CAC则通过在控制计算机上设定好的步态控制模式，来完成固定的助力动作，它可以保存多种正常人的运动模型。HAL详细工作原理为：当穿戴者尝试行走时，大脑会向肌肉发出电信号，当信号到达指定运动肌肉后，在肌表会产生生物电。此时由连在患者肌肉处的肌电传感器来收集肌电信号并传输给计算机，计算机计算分析信号后，分析需要驱动力的大小，并执行相应动作。HAL使用了多种传感器收集数据，肌电传感器，角度传感器，触碰力传感器等来获得穿戴HAL患者的使用情况信息。HAL可以赋予步态紊乱的穿戴者以5 Km/h速度步行能力，和90-190Kg的负重能力。但由于其所有的系统都是由后置的背包中的动力供应装置提供，所以不支持较长时间的运动。1.3课题研究方法在课题研究上我主要建立在对有关脊髓损伤以及下肢瘫痪的康复医学理论的了解，同时考虑医学康复机器人的要求制定总体方案。主要进行机器人的机械结构设计方面并对运动控制进行相应理论分析。最后选定合理的减重台架式下肢康复机器人方案。1.4论文构成及研究内容1.4.1研究内容（1） 人体下肢关节运动理论基础。包括各关节的运动原理以及标准成人下肢的运动数据和肢体尺寸。（2） 机器人主体结构设计与分析。包括对应关节处的驱动机构以及连接机构的设计使其能较好的复合康复机器人设计的要求。同时保证多方面的尺寸都是可调的，用以满足不同体型、身高穿戴者的需求。传感器的布置也在方案中予以考虑。（3） 膝关节驱动机构中添加了一款弹性驱动器，来解决刚性系统的强迫性问题，同时也能缓解足部着地时的冲击力。（4） 对于机器人做相关运动理论分析，为以后给机器人设计控制系统打下基础。1.4.2论文构成为了更清楚的展示整篇文章的研究内容，下面对论文的构成进行简单介绍：第2章 讨论正常人下肢几大重要关节的结构以及运动机理以及行走时下肢运动步态原理。第3章 结合前章中所提到的关节运动原理进行对应结构设计，同时设计一种新型的直线弹性驱动器。第4章 进行相关运动原理分析为将来的机器人运动控制做好铺垫，进行ADAMS运动仿真。第2章 人体下肢关节运动机理及步态分析本章主要对人体关节结构以及成人正常步态进行相关的仿生学原理分析。其中关节的结构及运动原理，为之后的关节结构设计提供了生理学基础。通过对关节结构的分析，确定之后机构自由度的选取和结构设计中机器人的尺寸及运动范围等的参考数据。2.3中的步态分析则是为了能够为之后的运动仿真中更好的模拟步态提供理论基础。2.1下肢关节结构及运动机理人体下肢是通过软组织，筋膜，关节等将骨骼连在一起的复杂结构。有三大主要关节构成即髋关节、膝关节和踝关节。如图2-1所示，臼窝附近有一系列的纤维组织和软骨包覆。由髋臼横韧带，股骨头韧带，长而坚韧髂股韧带等将整体进行固定。髋关节可以绕多轴进行运动包括屈伸运动，内外收展，内外环旋运动。运动时主要是大转子的活动，其余的结构辅助和保护，同时骨盆也有一定的运动。图2-1髋关节解剖结构膝关节是人体结构复杂度最高，体积最大的关节，一直是下肢运动原理和结构研究的关键之处。如图2-2所示，简单分为股骨下部，胫骨上部以及髌骨三部分组成，同时也有大量的软组织如一系列的韧带和膝关节肌群，辅助结构半月板等。膝关节位于人体最大两杠杆壁之间，在人下肢运动中起着主要的承力作用，因此有大量的缓冲韧带。在膝关节处主体运动是曲伸运动，但膝关节并不是简单的绕轴旋转。在半月板的辅助下膝关节屈曲运动时半月板进行后移在前伸时半月板前移，因此正常人小腿运动是一个平面运动。髌骨由于其在运动中上下移动主要起维持膝关节运动稳定的作用，对实际运动轨迹没有影响，因此不深入讨论。图2-2 膝关节结构足部关节部分我们主要研究踝关节的结构和运动。如图2-3主要有距骨滑车，胫骨腓骨下端面组成，同样也是由多条韧带固定连接。踝关节主要运动有沿冠状轴的屈伸运动以及小幅度的内旋/外旋运动。图2-3踝关节结构2.2下肢步行步态原理分析图2-4步态周期图步行是由人体下肢关节、肌肉、骨骼和辅助结构共同作用从而实现人体的前后移动，转向的系统性运动。在有关神经系统的控制下，以肌肉的收缩产生的驱动力，使得在关节联系下的骨骼进行运动。人体在平地上的步行是我们研究下肢康复机器人关键的研究对象。如图2-4所示，正常人行走的步态是呈周期性变化，从参考腿的足跟部着地开始，直到参考足跟再一次着地为止。对于参考肢来说，在这个步态周期中，存在着显著的两种状态：脚底与地面接触，约占整个步态周期62%的支承相。足部离开地面，即从足尖腾空开始到足跟触地的状态，称为摆动相，大概覆盖步态周期38%左右。支撑相是两只脚交替出现的，起了运动中的承重作用。可细分为多个部分，其中有双足同时着地的状态称为双支撑相。出现于支承相的开始和结束阶段，随人运动的速度成一定规律变化，速度越快其持续时间越短暂，正常步行速度下占了步态周期21%28%。摆动相主要负责步行过程中位移的完成，可分为前中后三个状态。人体步行通过肌肉收缩产生的生物力、躯体前倾的重力分力与运动的惯性相互作用之下，通过一系列的旋转滑移等运动，以稳定低耗能的方式产生向前的动力。以机构学观点，人体下肢的步行运动是复杂的空间运动。我们研究康复外骨骼时也需要尽可能的复现正常人的步态，从而为患者提供稳定的康复治疗效果。下面列出了人在一个步态周期中三大主要关节的力矩，转角和功率曲线，为以后的设计提供参考，如图2-57。图2-5关节转角曲线图2-6关节力矩曲线图2-7关节功率曲线2.3本章小结本章对人体下肢主要的关节进行了结构和运动原理的介绍，为之后的结构设计能更符合康复机器人的要求奠定基础。同时也涉及了人体下肢的运动过程中的步态原理，对于最后的运动学分析有参考作用，为以后的控制设计做了铺垫。初步列举了各关节的自由度，髋关节的屈伸、外展内收、外旋内旋，膝关节的屈伸，踝关节的背屈跖屈、内旋外旋等。膝关节的半月板前后移动结构也是我们膝关节结构设计方面要注意的。步态方面髋关节初定范围为-2020，膝关节初定运动范围为-500。第3章 下肢康复机器人机械结构设计合理的机械结构的支持是整个下肢康复外骨骼系统良好运行的基石。设计过程中在保证安全性原则的前提下，应考虑到正常人步态的复现性和尺寸的兼容性。本文中的减重台架式康复机器人下肢共设置了4个自由度，包括主动关节髋关节的曲伸，膝关节的简单平面运动，以及被动关节踝关节的曲伸。整体机器人大概分为4个部分，包括腰部固定模块，髋关节定轴转动模块，膝关节平面运动模块，踝关节及足部被动模块。3.1自由度分配以及尺寸设计图3-1人体下肢自由度分配人体下肢步行运动主要靠髋关节，膝关节和踝关节共同作用来完成。其中髋关节拥有3个自由度，但是在减重台架式下肢康复机器人设计中，由于患者是在医用跑步台上进行康复，并且患者是固定于减重装置上的，可基本忽略转向和平衡问题。因此主要辅助转向的自由度旋内旋外和协助维持平衡打的外展内收2个自由度在设计时就不予考虑了。在膝关节处为了细化设计我们考虑了半月板后移带来的影响，将小腿的运动看做一简单平面运动，设计考虑质心后移和绕质心转动2个自由度。对于踝关节同髋关节，即只将其屈伸运动考虑在机械设计中。因此我们将总体自由度设计为4个自由度，简化了整体机器人结构的同时不影响使用功能。行走过程中由之前二章中的步态周期内关节消耗功率，旋转角度，力矩等数据可以得知在行走时髋关节膝关节的消耗是最大的。因此在康复外骨骼的设计中，需要在这两处加入主动驱动机构。在实际运用情况中，康复外骨骼需要适应各种体型患者的不同要求，尺寸不合适会给患者带来很强的不适感，同时在步行康复中还可能造成二次损伤。因此在我的设计过程中在一些需要调整处如小腿大腿杆长，后置固定绑带的位置等，都设计成可调式，从而能有良好的兼容性。参照中华人民共和国国家标准GB 1000088中的数据如表3-1所示。表3-1中国成年人人体尺寸表（单位：mm）项目1860 岁男性1855 岁女性身高 1543 1583 1604 1678 1754 1775 1814大腿长 413 428 436 465 496 505 523 小腿长 324 338 344 369 396 403 419 膝高 441 456 464 493 523 532 549 臀围 780 805 820 875 948 990 1009足长 233 230 234 247 260 264 272 足宽 86 88 90 96 102 103 107 1449 1484 1503 1570 1640 1659 1697387 402 410 438 467 476 494 300 313 319 344 370 376 390 410 424 431 458 485 493 507 795 824 840 900 975 1000 1044 208 213 217 229 241 244 251 78 81 83 88 93 95 98 从表中可得出，从1.6m到1.8m成人腿部尺寸浮动在6-8cm，髋部尺寸浮动在5-7cm。因此在设计过程中我们要在尺寸可调方面参照以上数据进行设计。3.2总体结构设计下肢康复外骨骼要求我们设计时材料的选取需要在保证一定机械强度的前提下尽量轻量化。综合以上要求我们选择了在工业中广泛使用的铝合金，本机器人大部分部件均使用6016合金铝。下表列出其对应的力学性能。表3-2 6016合金铝力学性能极限抗拉强度屈服强度 延伸率弹性系数弯曲极限强度 泊松比疲劳强度124MPa55.2MPa25%68.9GPa228MPa0.3362.1MPa在髋部模块设计方面，传动机构考虑采用丝杠螺母驱动丝杠使丝杆做伸缩运动，大腿杆与腰部支撑架铰接来实现迈步时候髋关节完成的动作。膝关节处为了完成小腿所做的简单平面运动，考虑采用双推杆套筒机构，同时在其中加入设计的弹性驱动器，这样就能在患者步行训练时吸收来自运动过程中的冲击和振动。为整个系统加入了柔性环节，提高了穿戴舒适度。踝关节的屈伸运动使用一对拉伸量不同的弹簧来实现，能够帮助进一步减少来自地面的冲击力。在大腿，小腿和髋部都加入了可调尺寸的设计，通过调节这些尺寸，让康复外骨骼的关节轴与患者的关节基本保持同轴的运动，这样的仿生设计可以大大提高穿戴的舒适性。在康复外骨骼与人体接触的地方，都添加了柔软材料作为保护。3.3踝部及足掌模块设计图3-2 踝部结构简图踝关节是人体下肢重要的承重关节，能够承受约为体重4倍的重量，同时踝关节应具有较好的灵活性。如果踝关节不能有足够良好的灵活度，不仅会影响整个下肢步行运动的协调性，还会对其余关节如膝关节产生转动力矩的影响。因此设计一个满足步行时踝关节运动的机构是很重要的。由于人在步行过程中，足部不会是全脚掌着地，离地时也并非整个足掌同时离地。因此在设计足掌时，不可将整个足掌设计为一整块刚性材料，这样会使机械动作僵硬，同时还会产生多余的振动和冲击。我们在设计足部过程中应考虑到加入柔性材料的同时，对足掌不同位置进行分块处理，这样有助于最大程度模拟人走路时，足部的运动方式。由于在步行时踝关节不需要较大的驱动力，因此在本设计中将其设置为被动驱动模块。如图3-2所示，包括弹簧固定板1，拉力弹簧2，底部弹簧固定板5，足侧绑带连接板3，踝关节固定板4，铝板6，足底橡胶板7以及小腿8。它们的连接方式为：弹簧固定板1通过螺钉与小腿8相连固定拉力弹簧2的上端。与铝板6通过螺钉相连的底部弹簧固定板5固定拉力弹簧下端。在整个足部设置了6块足侧绑带连接板3，通过固体胶与足底橡胶板7粘接在一起。同时为了患者在行走训练中不会感到足底板过于僵硬，底部的铝板不是完整的一块，而是分为前中后三个部分，如图3-3所示。这样能够保证在行走中足底能够有一定的弯曲，可以给患者足趾一定的活动空间。同时在足底设置了力学传感器来采集患者步行训练过程中足底受力情况，并反馈给计算机进行分析。在传感器的布置上采用前掌3个受压点，跖趾关节处设置了4个均匀分布传感器，足跟则布置了5个传感器，能够较全面的采集患者的受力数据。“图3-3足底结构简图 由踝关节转角曲线可知，在踝关节转角的极限位置，其转角约为即约为20的转角，故可由余弦定理计算出弹簧的形变量为，由力矩曲线可计算出，因此由胡克定律可以得出弹簧的刚度系数为k=309.9N/m。3.4髋关节结构设计髋关节的是连接人体的上半身和下肢的枢纽关节，因此它也是在行走时人体承重最多，负荷最大的关节。髋关节不仅有其承力的作用，同时在下肢各种大范围活动中也起着关键性作用。而且对于不同病情的患者来说，腰部直立程度也不一致，需要在与腰部固定装置固连的时候具有可调性。由于在人步行时，髋关节主要运动为屈伸，因此本文选取了髋关节屈伸的自由度进行设计。将髋关节设计为绕固定轴的旋转。对于需要进行下肢康复的患者来说，对髋关节主要要求有：（1）具备良好的传动稳定性和精确度（2）具有一定的可调节性以适应患者身体条件，这样也能够让外骨骼关节与患者本身关节的转动轴保持较好的一致性，最大程度发挥康复机器人的效果。（3）简洁性和舒适性，机构在保证功能的前提下尽可能简单易穿戴，同时能有较好的舒适性。图3-4 髋关节外观髋关节外观三维建模如图3-4所示大腿杆10通过定位轴9铰接在一起，铰链固定板11通过螺钉连接在大腿杆10上。丝杠13的伸出端与髋部前端铰链12固连在一起并铰接在铰链固定板11上。电机14通过螺钉连接在髋部驱动机构外壳15上，髋部驱动机构外壳15的尾端用螺钉将髋部尾端铰链16上。在髋部支撑杆17上固连了2个限位固定架用以与腰部固定装置相连，使患者腰部位置可调。同时在髋部支撑杆17前端，开了限位方形孔，用以限制大腿杆10的运动角度，使其不至于因为飞车而导致安全事故。髋关节驱动机构的设计如图3-5。在丝杆20的尾端用螺钉19将丝杆尾端周向定位滑块18连接在丝杆20上。螺钉将电机连在齿轮箱21上。在电机输出轴处通过键23将齿轮23进行了周向固定，通过输出轴轴肩和端盖24将齿轮23进行了轴向固定。与丝杠20有螺纹连接的齿轮25，通过套筒28与丝杠端盖26轴向固定。位于丝杆尾部的周向定位滑块能较好的提高丝杆传动机构运动的稳定性。这套传动机构主要采用了类似丝杠螺母固定丝杠螺母驱动的传动形式。传动时电机作为动力装置，通过齿轮传动将动力传到丝杠，丝杠螺母副将电机的旋转转换为丝杆的直线运动，并且丝杠的直线运动通过铰链连接将动力传到大腿杆处，大腿杆做杠杆运动完成髋关节的运动要求。3.5膝关节结构设计膝关节的作用在于为小腿提供摆动的力偶，同时具有吸收着地冲击力，减震，参与步行时下肢的运动过程等作用。膝关节运动主要是屈伸运动，但其运动过程中并不是简单地绕轴转动，在半月板的前后移动过程中，膝关节实际上是一个简单的平面运动。在膝关节设计方面，应主要有以下的要求：（1）膝关节在保证稳定可靠的运动前提下，应有比较大的运动范围。（2）在大腿小腿的固定方面应具有尺寸的可调性，以根据不同患者腿部情况进行一定范围内的调节。本下肢康复机器人膝关节机构如图3-6所示。下端在小腿杆上通过螺钉连接了小腿绑带调节支架40，可在一定范围调节小腿绑带的前后位置。在小腿绑带支架40上用螺钉固定的毛毡材料小腿绑带40，这里可调绑带的左右位置，对不同腿型的患者都有较好的兼容性。小腿轴固定板29用螺钉固连在小腿杆上。轴30上安装了旋转编码器41，可以将此处转动的位移量转化为一些数字脉冲信号，收集传输到主机进行数据分析。外侧套筒32内置的直线弹性驱动器可以驱动推杆31运动，与内侧套筒34以及内侧推杆32，实现了双推杆套筒的运动机构，共同作用完成膝关节运动作用。在大腿杆上，也设置了尺寸调节装置，大腿尺寸调节支架37通过螺钉连接在大腿杆上，可调整连在支架上的大腿固定架38的左右位置。同时大腿尺寸调节支架37还可以进行上下的调整，多种尺寸的组合为患者提供了很全面的尺寸兼容性。3.6直线弹性驱动器结构设计3.6.1传动机构的选择人体下肢的运动是由肌肉来提供动力的，通过骨骼肌的收缩与舒张并通过关节的转动来实现运动。在肌肉提供动力的同时还有辅助的软组织来提供保护和减震。为了模拟人下肢的这种弹性运动过程，我们可以考虑用三种方式来提供将电机的旋转运动转化为在膝关节设计中所需要的直线驱动装置，分别为液压驱动，气动以及滚珠丝杠。通过分析和对比，液压传动虽然能提供很强的动力，但是由于其漏油，故障难以排查和传动不够精确的缺项，不适用于我们对康复机器人的设计要求。气动的驱动方式有传动响应速度很快，工作过程中污染很小，制造成本低等特点，被广泛用于各种仿生肌肉上，如气动肌肉绳等装置。但由于其工作时排气的过程产生很大噪声，传动过程中精度不能保证且稳定性相对很差。因此在下肢康复机器人设计过程中，为了患者的康复效果良好，不受到二次损伤，不考虑使用气动结构来完成传动。滚珠丝杠传动由于其具有精准的定位精度与较高的传动效率，传动过程中磨损很小，寿命长，运行噪音小等优点，很适合在下肢康复机器人中作为传动结构使用。传动精度高的优点能够很好的保证步态的稳定性，因而能够提供良好的康复效果，防止二次损伤的发生。因此我们选择滚珠丝杠副来完成传动机构的设计。驱动器是将各种形式的能量转化为机器动力的装置。为了能更好的复现人体下肢运动时肌肉提供的运动模式，在这里设计一款直线弹性驱动器。简单来说就是在动力装置和输出装置中间加一个弹性环节，独自承受动力装置提供的驱动力和输出端的反作用力。弹性驱动器设计原理图如图3-8所示。使用本文的弹性驱动器能够有效地吸收患者在步行训练过程中脚着地所产生的冲击力与振动，与膝关节在人下肢运动过程中起到的作用相仿，具有很好的肌肉特性。能够大大提高系统的鲁棒性，减小系统刚度。3.6.2弹性驱动器总体结构概述1- 直流伺服电机，2-电机，3-机座盖，4-固定导轨部分滑轨，5上挡板， 6-下挡板。7-动导轨部分滑轨，8-执行端，9-弹簧驱动中间板图3-9总体外形图本弹性驱动器是由直流伺服电机驱动，有一定保护机制的并联弹簧弹性驱动器，总体外形如图3-9所示。主要的结构部分固定在上挡板与执行端之间的动导轨部分的滑轨7。在靠近机座端的固定滑轨支架处打了2个通孔，固定导轨部分滑轨（简称导向杆）穿在其中，与动滑轨呈十字状排布。保护弹簧套在上挡板与机座之间的导向杆上。上下挡板与弹簧驱动中间板9之间的推杆上布置了并联的一组弹簧。机座通过一组均匀布置的螺钉与推杆上挡板相连。直流伺服电机2为整套驱动器提供动力，使用刚性联轴器连接了电机伸出轴与滑动丝杠上部，丝杠作为驱动杆与内嵌在弹簧驱动中板的丝杠螺母相配合形成丝杠螺母副。这套弹性驱动器的工作机理为：直流伺服电机作为整套驱动器的动力源，用螺丝与上机座盖相连，电机通过联轴器将电机的转矩传导到丝杠处，带动丝杠旋转。在固定导轨部分的滑杆的限制下，丝杠螺母带动弹簧驱动中间板沿导轨纵向做直线运动。通过这种方式将直流伺服电机输出的转矩转化为弹簧驱动中间板挤压弹簧的力。之后，通过动导轨部分的推杆将压力输出并作用在执行端出，最终作用于外载上。当在康复训练过程中受到外部冲击力时，通过推杆将所受的力传导至导向杆前端布置的保护弹簧上。这就把冲击力传化为对保护弹簧的压力，同时保护弹簧也能起到吸收一定振动的效果。整体的弹性驱动器预期目标如下：总质量约3.5千克，丝杆轴向的最大位移量为40毫米左右，额定工作载荷约为50kg。3.6.3机械结构设计在下肢康复机器人弹性驱动器的设计中，其机械结构的设计是本文主要关注的部分。良好的机械结构设计能够较好的保证膝关节的运动性能。本文设计的整体弹性驱动器结构如图3-10所示。主要分为1-伺服电机模块，2-定导轨模块，3-动导轨模块。图3-10 整体机构示意图3.6.3.1定导轨部分结构设计（1）定导轨部分总体结构设计图3-11定导轨部分定导轨作为弹性驱动器最主要的组成部分之一，能够为动导轨部分提供上下滑动的支撑和导向，因而能有直线驱动的作用。如图3-11，主要由上板1，轴承挡圈2，导轨3，丝杠4，下板5组成。其中上下板通过过盈配合将导轨固定，丝杆作为主要传动机构，将旋转运动转化为弹簧驱动板的直线运动。（2） 丝杠螺母机构设计传动机构主要由直流伺服电机1提供动力，通过刚性联轴器将扭矩传给丝杠4并带动丝杠螺母运动。丝杠螺母副主要有两大类型：滑动丝杠副以及滚珠丝杠副。对比可以发现滚珠丝杠副虽然有传动效率较高的优势，但其成本高，而且本弹性驱动器选用的丝杠螺母并非标准的丝杠螺母，因此在这里选择了滑动丝杠副。同时选择滑动丝杠由于其传动有一定间隙，这样就算丝杠螺母加工的不够精确，不能保证良好的同轴度，也不会卡死丝杠螺母副。相比滚珠丝杠，滑动丝杠还具有自锁的优势，在康复机器人不运作时，不会来回滑动，便于穿戴和放置。丝杠螺母副主要参数如下表（表3-3）。表3-3丝杠螺母副主要参数最大工作载荷300N纵向丝杆有效行程60mm螺母运动额定速度30mm/s螺母期望寿命35000h丝杆螺母摩擦系数0.21与地面摩擦系数0.26丝杠输入转速480r/min螺纹的牙型角根据我们选用滑动丝杠的要求，需要较高的精度和传动效率，因此我们选择广泛适用于滑动丝杠的梯形螺纹。最常见的梯形螺纹牙型角为30，螺纹牙型角选取的越小，可以一定程度上提高传动的精度，但这里我们使用普遍的a=30牙型角即可。丝杠与设计直径的关系根据GB784-65标准可以查得d=10，参数可根据实际情况选取，这里的丝杠螺母机构选取主要参数如下表3-4：表3-4主要参数选取螺纹类型梯形螺纹线数n2螺旋升角2螺距3mm轴向负载约为80N，转速为480转/min，因此通过计算选取最后丝杠参数如下表3-5：单位mm。表3-5计算所得参数直径导程有效行程螺母长度末端长度总长精度10