減重臺架式下肢康復機器人結構設計和分析

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1、精選優(yōu)質(zhì)文檔-----傾情為你奉上 單位代碼 10006 學 號 分類號 TH122 畢業(yè)設計(論文) 減重臺架式下肢康復機器人結構設計和分析 院（系）名稱 機械工程及自動化學院 專業(yè)名稱 機械工程及自動化 學生姓名 指導教師 張建斌 2017年6月 專心---專注---專業(yè) 北京航空航天大學 本科生畢業(yè)設計（論文）任務書 Ⅰ、畢業(yè)設計（論文）題目： 減重臺架式下肢康復機器人結構設計和分析

2、 Ⅱ、畢業(yè)設計（論文）使用的原始資料（數(shù)據(jù)）及設計技術要求： 1、髖關節(jié)屈伸范圍：-20°~30° 2

3、、膝關節(jié)屈伸范圍：-45°~0° 3、踝關節(jié)屈伸范圍：-30°~35° 4、行進步速：110步/min

4、 Ⅲ、畢業(yè)設計（論文）工作內(nèi)容： 減重臺架式下肢康復機器人具有結構簡單，穿戴方便，康復效果穩(wěn)定等特點。本課題擬提出一種新的下肢外骨骼機械結構構型，設計一種新型的彈性驅(qū)動器。重點考慮下肢主要關節(jié)的運動性能同時，使其具有穿戴性好，質(zhì)輕，結構簡單等優(yōu)點 畢設的主要工作內(nèi)容為：在了解下肢康復機器人的研究背景研究現(xiàn)狀等，完成減重臺架式下肢康復機器人機械結構設計

5、，繪制一些相關零件的零件圖。對系統(tǒng)進行簡單的動力學分析后，使用ADAMS進行基本的仿真。 Ⅳ、主要參考資料： 饒玲軍.下肢外骨骼行走康復機器人研究[D].上海：上海交通大學，2012. 郭衛(wèi)東.虛擬樣機技術與ADAMS應用實例教程[M].北京：北京航空航天大學出版社

6、 陳景藻.康復醫(yī)學[M]北京：高等教育出版杜,2001 王勇利.基于電機控制的低阻抗彈性驅(qū)動器設計[D].哈爾濱：哈爾濱工業(yè)大學，2010. 機械工程及自動化 學院（系） 機械工程及自動化 專業(yè)類 班 學生 畢業(yè)設計（論文）時間： 年 月 日至 年 月 日 答辯時間： 年 月 日 成 績： 指

7、導教師： 兼職教師或答疑教師（并指出所負責部分）： 系（教研室） 主任（簽字）： 本人聲明 我聲明，本論文及其研究工作是由本人在導師指導下獨立完成的，在完成論文時所利用的一切資料均已在參考文獻中列出。 作者： 簽字： 時間：2017年 6 月 減重臺架式下肢康復機器人結構設計和分析 學生姓

8、名： 指導教師：張建斌 摘要 減重臺架式下肢康復機器人是下肢康復外骨骼中康復效果較為穩(wěn)定、穿戴性好、可擁有多套步態(tài)控制方案的典型結構。現(xiàn)有的減重臺架式下肢康復機器人設計中，由于系統(tǒng)均采用了剛性原件，導致了在步行訓練中由于剛性沖擊帶來的震動容易造成患者的二次損傷，此外，在尺寸兼容性方面由于調(diào)整范圍較小，使用舒適度較差。 針對目前的康復需要，本文設計了一款減重臺架式下肢康復機器人，分別對髖部模塊，膝關節(jié)模塊，踝部及足部模塊，腰部固定模塊進行了結構設計和分析。在此基礎上還著重設計了一套運用在膝關節(jié)處的直流伺服電機驅(qū)動直線彈性驅(qū)動器。并對驅(qū)動器的結構進行了分析，對相關的一些傳動零件

9、做了計算分析。之后運用理論力學基本知識對下肢康復機器人系統(tǒng)進行了相關動力學模型的推導，得出了關鍵動力學方程，為以后的控制初步建立了理論基礎。并對于建立好的三維模型導入仿真軟件進行了簡單的動力學仿真。這套減重臺架式下肢康復機器人相比之前的成果，添加了膝關節(jié)彈性驅(qū)動結構，改善了系統(tǒng)剛度，提高了穿戴舒適性。 關鍵詞：減重臺架式，彈性驅(qū)動器，動力學方程 The structure design and analysis of weight rack lower limb rehabilitation robot Author:

10、 Tutor:Zhang Jian-Bing Abstract The weight rack lower limb rehabilitation robot is relatively stable, and wearable in lower limb rehabilitation external skeleton. It’s the typical types of multiple sets of gait control schemes. In this dissertation, we first understand

11、 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

12、of the original . Resulting in the shock caused by rigid shock in walking training which can easily cause the patient's two injury. In the dimension compatibility, because of the smaller design scope, users’comfort is poor. Aiming at the need of rehabilitation, this dissertation introduces the desi

13、gn 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 joi

14、nt. 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 bas

15、is 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 st

16、iffness 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 目錄 第一章 緒論 1.1課題

17、背景及意義 1.1.1課題背景 近些年來，脊髓損傷（SCI）這種中樞神經(jīng)系統(tǒng)疾病的發(fā)病率有逐年升高的態(tài)勢。脊髓損傷是因沖擊力施加于脊椎而導致的脊髓破壞。脊髓是人體絕大多數(shù)神經(jīng)信號的傳輸渠道。因而脊髓受損主要癥狀在于神經(jīng)傳輸通道中斷所造成的知覺喪失。脊髓損傷造成的偏癱或截癱極大地影響了患者參加社會勞動能力和生活水平。一些發(fā)達國家已經(jīng)在這個領域進行了積極的研究，研究成果也使得一些患者能夠重新走上社會，而且也在一定程度上增長了他們的壽命，醫(yī)學水平的發(fā)展讓他們不僅能從創(chuàng)傷中存活下來，康復治療的發(fā)展還能讓他們逐漸回歸正常生活。在我國脊髓損傷這些年也得到了更多的關注，包括汶川地震，甘肅臨洮地震等自然災

18、害，以及一些社會治安問題中造成的脊髓損傷。都給這些截癱或者偏癱患者生活上帶來了巨大的負擔和心理上沉重的壓力。因而尋求有效的康復途徑，使患者傷情能夠一定程度上得到緩解甚至治愈，不但可以提高患者自身生活能力，也能為社會減少負擔。 對于這些偏癱或截癱患者來說，能夠脫離輪椅的束縛重獲一定活動能力是他們最大的愿望，針對他們的站立式康復訓練能夠促進他們下肢的血液循環(huán)系統(tǒng)和神經(jīng)系統(tǒng)，阻止長期坐姿導致的肌肉萎縮和痔瘡，改善血液循環(huán)。因此為下肢偏癱或截癱患者設計一款能夠有良好康復效果的下肢康復外骨骼是有其必要性的。 外骨骼機器人是指一種帶有一定仿生功能外部機械裝置的可穿戴式機器人。近些年機器人技術水平飛速發(fā)

19、展，外骨骼機器人也從起初僅運用于軍事方面逐漸發(fā)展進步，并康復醫(yī)學結合起來，形成了利用下肢外骨骼康復平臺，對有著完整下肢但失去全部或部分下肢運動能力的病人進行一系列康復訓練，這是近些年來高速發(fā)展的新興技術。這種手段可以有效緩解傳統(tǒng)康復訓練中以下三個明顯的缺陷：1、對康復人員技術水平要求高，國內(nèi)缺乏合格的專業(yè)康復師。2、康復師體力負荷大，難以維持長時間穩(wěn)定的運動訓練。3、康復師的工作經(jīng)驗以及工作態(tài)度對康復效果影響較大，康復質(zhì)量難以把握。讓康復醫(yī)師能夠?qū)⒏嗟刈⒁饬φ{(diào)整到病人病情上，保證整個康復治療效果的穩(wěn)定。 1.1.2課題意義 失去了行動能力和基本生活自理能力的截癱或偏癱患者，長期坐在輪椅或

20、臥在病床上，隨之產(chǎn)生的一些并發(fā)癥如：深部靜脈血栓及肺栓塞，尿路感染引發(fā)的尿毒癥，肺部感染，褥瘡的嚴重并發(fā)癥敗血癥，心血管的并發(fā)癥等脊髓損傷發(fā)病后期對患者生命最大的威脅，有效的站立式康復訓練能夠在一定程度上緩解這些問題的產(chǎn)生。 脊髓損傷導致的截癱及其并發(fā)癥主要癥狀有： （1） 關節(jié)僵硬和畸形，肌肉萎縮和痙攣。 （2） 呼吸道感染：臥床肺活量小，異物排出困難而致使呼吸道感染。 （3） 尿路感染：尿潴留長期滯留，發(fā)生的尿結石和泌尿系統(tǒng)感染。 （4） 褥瘡：截癱患者皮膚無知覺且血液循環(huán)不暢產(chǎn)生的褥瘡，會引發(fā)的炎性滲出導致血液感染，引發(fā)敗血癥。這也是脊髓損傷并發(fā)癥致使患者死亡的主要因素

21、。 （5） 心血管并發(fā)癥 由于脊髓損傷更常見于一些青壯年勞動力的身上，影響了患者的生活自理能力，也給他們心靈上帶來了極大地創(chuàng)傷，同時給他們的家庭給社會都帶來了沉重的負擔。將外骨骼機器人技術運用于康復醫(yī)療技術中，通過精細的步態(tài)控制與合理的結構設計，可以給患者帶來更好的康復體驗，為患者早日脫離輪椅和病床作出貢獻。使用下肢康復外骨骼有以下顯著的療效： （1） 對關節(jié)附近的肌肉做了拉伸和牽引，防止關節(jié)畸形，預防肌肉長期不運動導致的肌肉萎縮和自發(fā)性骨折。 （2） 改善了泌尿系統(tǒng)和循環(huán)系統(tǒng)的循環(huán)功能，促進了消化系統(tǒng)以及腎，膀胱等正常的排泄，有效減少尿路感染的發(fā)生。 （3） 增強了靜脈血液回流能力

22、，從而加強了心肺功能。 （4） 加大了活動量，防止了長期對皮膚的擠壓，降低了褥瘡的發(fā)病率，能夠有效減少并發(fā)癥的發(fā)生。 （5） 可以刺激患者下肢神經(jīng)系統(tǒng)，有益于神經(jīng)系統(tǒng)功能的復原。 1.2 國內(nèi)外基本研究現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢 1.2.1下肢外骨骼研究起步 下肢外骨骼機器人開發(fā)起源于1980年左右，在90年代步入了高速發(fā)展階段。早期有關外骨骼機器人的研究主要目的是為了讓機械來加強人體的生理機能。如1965年GE公司研究的名為Hardman如圖1-1所示Hardman使用電機驅(qū)動主從控制，可讓穿戴者輕而易舉的抬起120千克左右的物體。但由于其670KG的龐大體積重量，以及高達30多個自由

23、度，采用了內(nèi)外雙層外骨架結構的復雜機械結構，使得Hardman操作復雜，穿戴困難，腿部不協(xié)調(diào)。整個機器人也不能實現(xiàn)無外物支撐的平衡自主運動，于是GE公司最后放棄了研究。 圖1-1 Hardman外骨骼機器人 1.2.2康復外骨骼的研究現(xiàn)狀 下肢傳統(tǒng)康復方法是由康復師手把手地完成康復步驟，這樣不僅康復師本身的勞動強度大，而且難以提供持續(xù)穩(wěn)定的康復運動訓練?？祻唾|(zhì)量也由于康復師本身的經(jīng)驗水平狀態(tài)等的影響而參差不齊。進入21世紀以來，隨著人們物質(zhì)水平的提高和科學技術的發(fā)展，對于康復醫(yī)療器械提出了更高的要求。下肢外骨骼康復機器人的研究正好迎合人們對于穩(wěn)定康復醫(yī)療器械的需求。而目前下肢外骨骼康

24、復機器人從其機械結構形式可分為：臥式、減重臺架式、獨立行走式，下面將會從這三種類型對國內(nèi)外研究現(xiàn)狀進行概述。 1.2.2.1臥式康復外骨骼 圖1-2 Erigo的使用效果示意圖 臥式康復外骨骼可以解決患者在康復前期不適用站立式康復外骨骼的問題?，F(xiàn)階段常使用在臨床的下肢康復外骨骼醫(yī)療器械多數(shù)是站立式。雖然具有相對完備的康復功能，但在康復患者穿戴康復外骨骼時，對于脊髓損傷的截癱或者偏癱患者，一般需要3-4位康復醫(yī)師才能完成穿戴，并且過程比較繁瑣和困難。由瑞士的Hocoma公司設計制作的Erigo脊髓損傷前期康復系統(tǒng)（如圖1-2）。這套康復系統(tǒng)使臥病在床的神經(jīng)系統(tǒng)病人處于床體在0-80°的

25、可調(diào)傾斜狀態(tài)，并且可以讓患者下肢進行較小幅度的擺動，因而可以 提高康復效果減少并發(fā)癥的產(chǎn)生。這套臥式康復外骨骼優(yōu)勢在于：基于患者康復前期行動極為不便的特點開發(fā)，通過可調(diào)傾斜度的與床體綁定的機械結構與簡單的踏步系統(tǒng)共同作用，可以在康復早期起到不錯的輔助治療效果。但存在著明顯的缺點：下肢踏步系統(tǒng)關節(jié)設定的轉(zhuǎn)腳小，康復功能局限性很大。 在國內(nèi)，清華大學在康復系統(tǒng)方面研究時間比較長，研究內(nèi)容也更深入。得益于國家“863計劃”的大力支持，于21世紀初開始進行機器人技術運用康復工程的研究，并且很快在四年后進行了臨床運用，獲得了大量康復數(shù)據(jù)。圖1-3所示是清華大學研發(fā)的臥式繩索牽引康復系統(tǒng)。其基本功能是

26、由串聯(lián)的繩索牽引機構來完成的，由患者上肢驅(qū)動通過柔性繩索牽引機構來進行下肢的運動。但其存在著需要患者自己驅(qū)動且康復功能過于單一的缺陷。 圖1-3臥式繩索牽引機構 1.2.2.2減重臺架式下肢康復外骨骼 由瑞士著名Hocoma公司和Blagrist康復機構攜手開發(fā)Locomat下肢康復步行機器人是這種下肢康復外骨骼的代表作品，如圖1-4所示。Locomat研發(fā)成功于1999年并在兩年后成功推向一些康復中心，又在之后幾年完成了進一步的完善。Locomat開創(chuàng)了能讓下肢運動功能受損的患者在自動醫(yī)用跑步機上完成減重式步行康復流程的先河。該康復系統(tǒng)通過一組懸掛裝置來進行減重，平衡控制則通過一套

27、具有旋轉(zhuǎn)裝置的矩形機構實現(xiàn)。同時為了適應各種不同體型患者的需求，該系統(tǒng)中各種的桿件都設計成長度可調(diào)整式。為了患者舒適度著想，固定患者位置的部分都運用了柔軟的材料護墊。Locomat采用在機器人腿部固連的兩臺伺服電機作為驅(qū)動裝置。兩部電機安裝于腰部模塊和膝關節(jié)上方，驅(qū)動對應絲杠螺母的傳動機構，使機器人腿部桿件來回擺動來完成步態(tài)的模擬。同時，Locomat的關節(jié)處都安置了相應傳感器，采集關節(jié)處運動的速度，角度，力等相關信息，并將之反饋給相連的控制主機。Locomat突出的優(yōu)點在于：①減重臺架式的設計可以對較長康復流程的患者不同時期進行不同程度的減重練習，設備使用周期較長。②設置了能夠采集患者相關運

28、動數(shù)據(jù)的傳感器，有益于對病情的監(jiān)測和評價，從而讓康復醫(yī)師進行相應康復計劃的變動。③康復過程具有良好的重復性，提供了穩(wěn)定的康復效果。④可通過相應界面方案，提高患者參與康復訓練的主觀能動性。多種步態(tài)模式的控制系統(tǒng)可調(diào)整外骨骼的輔助力大小，通過與動力裝置固連的力傳感器可以測試出患者自身能提供運動力的大小，通過這些活動力的數(shù)據(jù)采集對外骨骼主要驅(qū)動力進行從0到一定數(shù)值的范圍內(nèi)調(diào)整。通過這種反饋調(diào)節(jié)來完成患者在不同身體狀況下多種康復方案。⑤Lokomat多處設置了尺寸調(diào)節(jié)裝置，可為不同身體狀況的患者提供尺寸的定制方案，以此來完成機器人各桿件長度的調(diào)整。Locomat優(yōu)勢在于：提供多部位支撐，后驅(qū)動。缺點在

29、于步態(tài)控制模式設計方案很少，穿戴過程比較復雜。 （a）穿戴訓練效果圖 （b）關節(jié)結構示意圖 圖1-4 Locomat訓練效果及關節(jié)結構示意圖 由陳篤生醫(yī)院和新家坡南洋理工大學合力開發(fā)了一套含有骨盆輔助控制功能的康復外骨骼。它是由電機驅(qū)動，在滿足下肢運動的自由度前提上可以對踝、膝、髖三個關節(jié)進行運動控制，但由于整個系統(tǒng)都是剛性的、全約束的機構，對患者有較大的強迫性，會使患者感到很不適，加入了一些被動的柔性機構改善了以前的弊端。骨盆部位由一組多邊形桿件系統(tǒng)來實現(xiàn)控制。原理圖如1-5所示。每一邊的平行四邊形支撐模塊都由2個電機分別驅(qū)動，各控制平行四邊形支架的相鄰兩桿從而能夠讓輸出端通

30、過對夾角的調(diào)整到達所需位置。 美國加州大學采用并聯(lián)汽缸給外骨骼提供驅(qū)動力，研發(fā)了一種控制人體骨盆運動的輔助行走機器人。機器人共有3個方向的平移和2個方向的旋轉(zhuǎn)運動，即包含5個自由度。在控制腰部的運動方面，使用氣缸調(diào)整骨盆框架的兩輸出端點位置即（PAM）。同時在減重設計方面采用了懸掛式支撐機構（BWS）固連在醫(yī)用跑步臺的伸出桿處。圖1-6即測試人員在進行系統(tǒng)數(shù)據(jù)的分析實驗過程。 位于芝加哥的康復系統(tǒng)開發(fā)中心與當?shù)乜祻推餍瞪a(chǎn)企業(yè)合力研發(fā)了一種通過對患者腰部運動的控制來完成下肢康復訓練的機器人KinAssist如圖1-7所示。通過對患者腰部運動控制來實現(xiàn)人類正常步態(tài)的運動，同時也具有相

31、應的平衡系統(tǒng)。KinAssist主要功能幫助下肢運動功能受損的患者提供步行康復，腰部運動控制行走機構模塊位于受訓者后方，為患者提供穩(wěn)定的固定同時也能提供充足的運動行程，優(yōu)化了康復體驗。該機器人通過固定裝置，連接裝置，支撐系統(tǒng)三個部分實現(xiàn)對腰部運動的控制。位于支架模塊前的驅(qū)動系統(tǒng)可控制訓練者背部xyz方向的平移和三方向的繞軸轉(zhuǎn)動，位于后段的支撐系統(tǒng)能夠完成對患者腰部的拉高，軀干的轉(zhuǎn)動和傾斜，以及來回的擺動。在保證了比較好的安全性的同時，為患者提供了多種訓練模式，兼具步行，平衡，擺動等功能。KinAssist最顯著的特色是同時能夠進行主動和被動雙重控制功能，規(guī)避了普通剛性康復系統(tǒng)給患者的強迫性約束

32、，具有更好的適應性。但是這套系統(tǒng)不適用于不具備一定行走能力的患者，且結構復雜笨重，價格高昂，不適合普通家庭使用。 由美國研制的Motorica在KinAssist的基礎上做了一些改進。為了減低整套機器人的穿戴難度，將驅(qū)動裝置由原來的后驅(qū)改為了前驅(qū)。其具備了KinAssist的下肢被動行走運動的功能外，有了穿戴簡單，有很好的可調(diào)性的優(yōu)勢。但依然有步態(tài)單一，功能局限性大的劣勢。 源自德國的下肢康復機器人MGT也是減重臺架式產(chǎn)品之一，它采用了兩套曲柄搖桿機構通過具有反饋控制的計算機控制。但其自由度少，功能不夠完備，不能實現(xiàn)復雜的運動規(guī)律。 圖1-10 ALEX康復數(shù)據(jù)收集 美國的特拉

33、華大學研發(fā)了一套主動驅(qū)動的下肢康復機器人ALEX，可以為有行動功能損傷的患者提供比較穩(wěn)定的康復流程。如圖1-10，開發(fā)者提出了力場控制，為這套下肢康復外骨骼加上了重力補償，使得附加力恰好滿足患者的康復需要，不會給患者造成二次損傷。驅(qū)動裝置采用了直線推桿。在系統(tǒng)控制方面，研發(fā)組先對正常成人在不同的步行速度下運動中的受力，各關節(jié)運動位置以及速度峰值，單步的初始點等進行記錄，找出關鍵特征點，做參數(shù)化后的回歸分析。以大量的數(shù)據(jù)進行不同步態(tài)方案的設計。同時前置的顯示屏可以為患者提供實時的步態(tài)可視化數(shù)據(jù)，幫助記錄患者的康復運動情況。 1.2.2.3獨立行走式 圖1-11 IHMC穿戴效果圖 位于

34、美國佛羅里達的人與機器認知研究院開發(fā)了一種名叫IHMC的獨立行走外骨骼如圖1-11所示。目的在于輔助因脊髓損傷導致的下肢行動困難實現(xiàn)自主步行。該外骨骼每條腿都有五個自由度，包括三個安置了驅(qū)動器的主動自由度，含髖關節(jié)、膝關節(jié)的曲伸運動，髖關節(jié)的內(nèi)旋和外展運動。以及兩個未安置驅(qū)動器的被動自由度，包括踝關節(jié)的跖屈背屈以及髖關節(jié)的內(nèi)外軸旋。人在運動過程中，關節(jié)不是固定的繞軸旋轉(zhuǎn)，而是軸心做平面運動的同時，腿繞軸轉(zhuǎn)動。這里設計的時候簡化為固定的繞關節(jié)中心軸運動，并在關節(jié)處裝了旋轉(zhuǎn)彈性驅(qū)動器來驅(qū)動。這樣可以很好的解決剛性系統(tǒng)帶來的強迫性，在與地面接觸時很好的吸收了著地時的沖擊力，擁有很好的柔順性。但由于下

35、肢行動障礙的患者不能通過髖關節(jié)的被動外展內(nèi)收來控制前進方向，因此在IHMC的改良版去掉了這一自由度。在平衡方面，設計者加入了拐杖來實現(xiàn)行走過程中的平衡。 圖1-12 HAL結構示意圖 日本筑波大學的Cybrnics 實驗室開發(fā)了行走式下肢康復機器人Hybrid Assistive Limb即HAL，比較有效解決了在康復訓練后期一出現(xiàn)步態(tài)不穩(wěn)的問題，如圖1-12。HAL與其他下肢外骨骼相比具有的獨特優(yōu)勢在于它具有兩套控制系統(tǒng)，生物意圖控制系統(tǒng)（CVC）和主動控制系統(tǒng)（CAC），通過與穿戴者皮膚連接的傳感器收集肌肉電信號，由意圖控制系統(tǒng)來控制驅(qū)動裝置。而CAC則通過在控制計算機上設定好的步

36、態(tài)控制模式，來完成固定的助力動作，它可以保存多種正常人的運動模型。HAL詳細工作原理為：當穿戴者嘗試行走時，大腦會向肌肉發(fā)出電信號，當信號到達指定運動肌肉后，在肌表會產(chǎn)生生物電。此時由連在患者肌肉處的肌電傳感器來收集肌電信號并傳輸給計算機，計算機計算分析信號后，分析需要驅(qū)動力的大小，并執(zhí)行相應動作。HAL使用了多種傳感器收集數(shù)據(jù)，肌電傳感器，角度傳感器，觸碰力傳感器等來獲得穿戴HAL患者的使用情況信息。HAL可以賦予步態(tài)紊亂的穿戴者以5 Km/h速度步行能力，和90-190Kg的負重能力。但由于其所有的系統(tǒng)都是由后置的背包中的動力供應裝置提供，所以不支持較長時間的運動。 1.3課題研究方法

37、 在課題研究上我主要建立在對有關脊髓損傷以及下肢癱瘓的康復醫(yī)學理論的了解，同時考慮醫(yī)學康復機器人的要求制定總體方案。主要進行機器人的機械結構設計方面并對運動控制進行相應理論分析。最后選定合理的減重臺架式下肢康復機器人方案。 1.4論文構成及研究內(nèi)容 1.4.1研究內(nèi)容 （1） 人體下肢關節(jié)運動理論基礎。包括各關節(jié)的運動原理以及標準成人下肢的運動數(shù)據(jù)和肢體尺寸。 （2） 機器人主體結構設計與分析。包括對應關節(jié)處的驅(qū)動機構以及連接機構的設計使其能較好的復合康復機器人設計的要求。同時保證多方面的尺寸都是可調(diào)的，用以滿足不同體型、身高穿戴者的需求。傳感器的布置也在方案中予以考慮。 （3） 膝

38、關節(jié)驅(qū)動機構中添加了一款彈性驅(qū)動器，來解決剛性系統(tǒng)的強迫性問題，同時也能緩解足部著地時的沖擊力。 （4） 對于機器人做相關運動理論分析，為以后給機器人設計控制系統(tǒng)打下基礎。 1.4.2論文構成 為了更清楚的展示整篇文章的研究內(nèi)容，下面對論文的構成進行簡單介紹： 第2章 討論正常人下肢幾大重要關節(jié)的結構以及運動機理以及行走時下肢運動步態(tài)原理。 第3章 結合前章中所提到的關節(jié)運動原理進行對應結構設計，同時設計一種新型的直線彈性驅(qū)動器。 第4章 進行相關運動原理分析為將來的機器人運動控制做好鋪墊，進行ADAMS運動仿真。 第2章 人體下肢關節(jié)運動機理及步態(tài)分析 本章主

39、要對人體關節(jié)結構以及成人正常步態(tài)進行相關的仿生學原理分析。其中關節(jié)的結構及運動原理，為之后的關節(jié)結構設計提供了生理學基礎。通過對關節(jié)結構的分析，確定之后機構自由度的選取和結構設計中機器人的尺寸及運動范圍等的參考數(shù)據(jù)。2.3中的步態(tài)分析則是為了能夠為之后的運動仿真中更好的模擬步態(tài)提供理論基礎。 2.1下肢關節(jié)結構及運動機理 人體下肢是通過軟組織，筋膜，關節(jié)等將骨骼連在一起的復雜結構。有三大主要關節(jié)構成即髖關節(jié)、膝關節(jié)和踝關節(jié)。 如圖2-1所示，臼窩附近有一系列的纖維組織和軟骨包覆。由髖臼橫韌帶，股骨頭韌帶，長而堅韌髂股韌帶等將整體進行固定。髖關節(jié)可以繞多軸進行運動包括屈伸運動，內(nèi)外收展，內(nèi)

40、外環(huán)旋運動。運動時主要是大轉(zhuǎn)子的活動，其余的結構輔助和保護，同時骨盆也有一定的運動。 圖2-1髖關節(jié)解剖結構 膝關節(jié)是人體結構復雜度最高，體積最大的關節(jié)，一直是下肢運動原理和結構研究的關鍵之處。如圖2-2所示，簡單分為股骨下部，脛骨上部以及髕骨三部分組成，同時也有大量的軟組織如一系列的韌帶和膝關節(jié)肌群，輔助結構半月板等。膝關節(jié)位于人體最大兩杠桿壁之間，在人下肢運動中起著主要的承力作用，因此有大量的緩沖韌帶。在膝關節(jié)處主體運動是曲伸運動，但膝關節(jié)并不是簡單的繞軸旋轉(zhuǎn)。在半月板的輔助下膝關節(jié)屈曲運動時半月板進行后移在前伸時半月板前移，因此正常人小腿運動是一個平面運動。髕骨由于其在運動中上下

41、移動主要起維持膝關節(jié)運動穩(wěn)定的作用，對實際運動軌跡沒有影響，因此不深入討論。 圖2-2 膝關節(jié)結構 足部關節(jié)部分我們主要研究踝關節(jié)的結構和運動。如圖2-3主要有距骨滑車，脛骨腓骨下端面組成，同樣也是由多條韌帶固定連接。踝關節(jié)主要運動有沿冠狀軸的屈伸運動以及小幅度的內(nèi)旋/外旋運動。 圖2-3踝關節(jié)結構 2.2下肢步行步態(tài)原理分析 圖2-4步態(tài)周期圖 步行是由人體下肢關節(jié)、肌肉、骨骼和輔助結構共同作用從而實現(xiàn)人體的前后移動，轉(zhuǎn)向的系統(tǒng)性運動。在有關神經(jīng)系統(tǒng)的控制下，以肌肉的收縮產(chǎn)生的驅(qū)動力，使得在關節(jié)聯(lián)系下的骨骼進行運動。人體在平地上的步行是我們研究下肢康復機器人關鍵的研究

42、對象。如圖2-4所示，正常人行走的步態(tài)是呈周期性變化，從參考腿的足跟部著地開始，直到參考足跟再一次著地為止。對于參考肢來說，在這個步態(tài)周期中，存在著顯著的兩種狀態(tài)：腳底與地面接觸，約占整個步態(tài)周期62%的支承相。足部離開地面，即從足尖騰空開始到足跟觸地的狀態(tài)，稱為擺動相，大概覆蓋步態(tài)周期38%左右。支撐相是兩只腳交替出現(xiàn)的，起了運動中的承重作用?？杉毞譃槎鄠€部分，其中有雙足同時著地的狀態(tài)稱為雙支撐相。出現(xiàn)于支承相的開始和結束階段，隨人運動的速度成一定規(guī)律變化，速度越快其持續(xù)時間越短暫，正常步行速度下占了步態(tài)周期21%~28%。擺動相主要負責步行過程中位移的完成，可分為前中后三個狀態(tài)。 人體步

43、行通過肌肉收縮產(chǎn)生的生物力、軀體前傾的重力分力與運動的慣性相互作用之下，通過一系列的旋轉(zhuǎn)滑移等運動，以穩(wěn)定低耗能的方式產(chǎn)生向前的動力。以機構學觀點，人體下肢的步行運動是復雜的空間運動。我們研究康復外骨骼時也需要盡可能的復現(xiàn)正常人的步態(tài)，從而為患者提供穩(wěn)定的康復治療效果。下面列出了人在一個步態(tài)周期中三大主要關節(jié)的力矩，轉(zhuǎn)角和功率曲線，為以后的設計提供參考，如圖2-5~7。 圖2-5關節(jié)轉(zhuǎn)角曲線 圖2-6關節(jié)力矩曲線 圖2-7關節(jié)功率曲線 2.3本章小結 本章對人體下肢主要的關節(jié)進行了結構和運動原理的介紹，為之后的結構設計能更符合康復機器人的要求奠定基礎。同時也涉及了人體下肢

44、的運動過程中的步態(tài)原理，對于最后的運動學分析有參考作用，為以后的控制設計做了鋪墊。初步列舉了各關節(jié)的自由度，髖關節(jié)的屈伸、外展內(nèi)收、外旋內(nèi)旋，膝關節(jié)的屈伸，踝關節(jié)的背屈跖屈、內(nèi)旋外旋等。膝關節(jié)的半月板前后移動結構也是我們膝關節(jié)結構設計方面要注意的。步態(tài)方面髖關節(jié)初定范圍為-20°~20°，膝關節(jié)初定運動范圍為-50°~0°。 第3章 下肢康復機器人機械結構設計 合理的機械結構的支持是整個下肢康復外骨骼系統(tǒng)良好運行的基石。設計過程中在保證安全性原則的前提下，應考慮到正常人步態(tài)的復現(xiàn)性和尺寸的兼容性。 本文中的減

45、重臺架式康復機器人下肢共設置了4個自由度，包括主動關節(jié)髖關節(jié)的曲伸，膝關節(jié)的簡單平面運動，以及被動關節(jié)踝關節(jié)的曲伸。整體機器人大概分為4個部分，包括腰部固定模塊，髖關節(jié)定軸轉(zhuǎn)動模塊，膝關節(jié)平面運動模塊，踝關節(jié)及足部被動模塊。 3.1自由度分配以及尺寸設計 圖3-1人體下肢自由度分配 人體下肢步行運動主要靠髖關節(jié)，膝關節(jié)和踝關節(jié)共同作用來完成。其中髖關節(jié)擁有3個自由度，但是在減重臺架式下肢康復機器人設計中，由于患者是在醫(yī)用跑步臺上進行康復，并且患者是固定于減重裝置上的，可基本忽略轉(zhuǎn)向和平衡問題。因此主要輔助轉(zhuǎn)向的自由度旋內(nèi)旋外和協(xié)助維持平衡打的外展內(nèi)收2個自由度在設計時就不予考慮了。在

46、膝關節(jié)處為了細化設計我們考慮了半月板后移帶來的影響，將小腿的運動看做一簡單平面運動，設計考慮質(zhì)心后移和繞質(zhì)心轉(zhuǎn)動2個自由度。對于踝關節(jié)同髖關節(jié)，即只將其屈伸運動考慮在機械設計中。 因此我們將總體自由度設計為4個自由度，簡化了整體機器人結構的同時不影響使用功能。行走過程中由之前二章中的步態(tài)周期內(nèi)關節(jié)消耗功率，旋轉(zhuǎn)角度，力矩等數(shù)據(jù)可以得知在行走時髖關節(jié)膝關節(jié)的消耗是最大的。因此在康復外骨骼的設計中，需要在這兩處加入主動驅(qū)動機構。 在實際運用情況中，康復外骨骼需要適應各種體型患者的不同要求，尺寸不合適會給患者帶來很強的不適感，同時在步行康復中還可能造成二次損傷。因此在我的設計過程中在一些需要調(diào)整

47、處如小腿大腿桿長，后置固定綁帶的位置等，都設計成可調(diào)式，從而能有良好的兼容性。參照中華人民共和國國家標準GB 10000—88中的數(shù)據(jù)如表3-1所示。 表3-1中國成年人人體尺寸表（單位：mm） 項目 18~60 歲男性 18~55 歲女性 身高 1543? 1583 ?1604 ?1678? 1754? 1775? 1814大腿長 413 428 436 465 496 505 523 小腿長 324 338 344 369 396 403 419 膝高 441 456 464 493 523 532

48、549 臀圍 780 805 820 875 948 990 1009 足長 233 230 234 247 260 264 272 足寬 86 88 90 96 102 103 107 1449 ?1484? 1503 ?1570? 1640? 1659? 1697 387 402 410 438 467 476 494 300 313 319 344 370 376 390 410 424 431 458 485 493 507 795

49、 824 840 900 975 1000 1044 208 213 217 229 241 244 251 78 81 83 88 93 95 98 從表中可得出，從1.6m到1.8m成人腿部尺寸浮動在6-8cm，髖部尺寸浮動在5-7cm。因此在設計過程中我們要在尺寸可調(diào)方面參照以上數(shù)據(jù)進行設計。 3.2總體結構設計 下肢康復外骨骼要求我們設計時材料的選取需要在保證一定機械強度的前提下盡量輕量化。綜合以上要求我們選擇了在工業(yè)中廣泛使用的鋁合金，本機器人大部分部件均使用6016合金鋁。下表列出其對應的力學性能。

50、表3-2 6016合金鋁力學性能 極限抗拉強度 屈服強度 延伸率 彈性系數(shù) 彎曲極限強度 泊松比 疲勞強度 124MPa 55.2MPa 25% 68.9GPa 228MPa 0.33 62.1MPa 在髖部模塊設計方面，傳動機構考慮采用絲杠螺母驅(qū)動絲杠使絲桿做伸縮運動，大腿桿與腰部支撐架鉸接來實現(xiàn)邁步時候髖關節(jié)完成的動作。膝關節(jié)處為了完成小腿所做的簡單平面運動，考慮采用雙推桿套筒機構，同時在其中加入設計的彈性驅(qū)動器，這樣就能在患者步行訓練時吸收來自運動過程中的沖擊和振動。為整個系統(tǒng)加入了柔性環(huán)節(jié)，提高了穿戴舒適度。踝關節(jié)的屈伸運動使用一對拉伸量不同的

51、彈簧來實現(xiàn)，能夠幫助進一步減少來自地面的沖擊力。在大腿，小腿和髖部都加入了可調(diào)尺寸的設計，通過調(diào)節(jié)這些尺寸，讓康復外骨骼的關節(jié)軸與患者的關節(jié)基本保持同軸的運動，這樣的仿生設計可以大大提高穿戴的舒適性。在康復外骨骼與人體接觸的地方，都添加了柔軟材料作為保護。 3.3踝部及足掌模塊設計 圖3-2 踝部結構簡圖 踝關節(jié)是人體下肢重要的承重關節(jié)，能夠承受約為體重4倍的重量，同時踝關節(jié)應具有較好的靈活性。如果踝關節(jié)不能有足夠良好的靈活度，不僅會影響整個下肢步行運動的協(xié)調(diào)性，還會對其余關節(jié)如膝關節(jié)產(chǎn)生轉(zhuǎn)動力矩的影響。因此設計一個滿足步行時踝關節(jié)運動的機構是很重要的。 由于人在步行過程中，足部不

52、會是全腳掌著地，離地時也并非整個足掌同時離地。因此在設計足掌時，不可將整個足掌設計為一整塊剛性材料，這樣會使機械動作僵硬，同時還會產(chǎn)生多余的振動和沖擊。我們在設計足部過程中應考慮到加入柔性材料的同時，對足掌不同位置進行分塊處理，這樣有助于最大程度模擬人走路時，足部的運動方式。 由于在步行時踝關節(jié)不需要較大的驅(qū)動力，因此在本設計中將其設置為被動驅(qū)動模塊。如圖3-2所示，包括彈簧固定板1，拉力彈簧2，底部彈簧固定板5，足側(cè)綁帶連接板3，踝關節(jié)固定板4，鋁板6，足底橡膠板7以及小腿8。它們的連接方式為：彈簧固定板1通過螺釘與小腿8相連固定拉力彈簧2的上端。與鋁板6通過螺釘相連的底部彈簧固定板5固定

53、拉力彈簧下端。在整個足部設置了6塊足側(cè)綁帶連接板3，通過固體膠與足底橡膠板7粘接在一起。同時為了患者在行走訓練中不會感到足底板過于僵硬，底部的鋁板不是完整的一塊，而是分為前中后三個部分，如圖3-3所示。這樣能夠保證在行走中足底能夠有一定的彎曲，可以給患者足趾一定的活動空間。同時在足底設置了力學傳感器來采集患者步行訓練過程中足底受力情況，并反饋給計算機進行分析。在傳感器的布置上采用前掌3個受壓點，跖趾關節(jié)處設置了4個均勻分布傳感器，足跟則布置了5個傳感器，能夠較全面的采集患者的受力數(shù)據(jù)。 “ 圖3-3足底結構簡圖 由踝關節(jié)轉(zhuǎn)角曲線可知，在踝關節(jié)轉(zhuǎn)角的極限位置，其轉(zhuǎn)角約為即約為20°的轉(zhuǎn)角

54、，故可由余弦定理計算出彈簧的形變量為，由力矩曲線可計算出，，因此由胡克定律可以得出彈簧的剛度系數(shù)為k=309.9N/m。 3.4髖關節(jié)結構設計 髖關節(jié)的是連接人體的上半身和下肢的樞紐關節(jié)，因此它也是在行走時人體承重最多，負荷最大的關節(jié)。髖關節(jié)不僅有其承力的作用，同時在下肢各種大范圍活動中也起著關鍵性作用。而且對于不同病情的患者來說，腰部直立程度也不一致，需要在與腰部固定裝置固連的時候具有可調(diào)性。由于在人步行時，髖關節(jié)主要運動為屈伸，因此本文選取了髖關節(jié)屈伸的自由度進行設計。將髖關節(jié)設計為繞固定軸的旋轉(zhuǎn)。對于需要進行下肢康復的患者來說，對髖關節(jié)主要要求有：（1）具備良好的傳動穩(wěn)定性和精確度（

55、2）具有一定的可調(diào)節(jié)性以適應患者身體條件，這樣也能夠讓外骨骼關節(jié)與患者本身關節(jié)的轉(zhuǎn)動軸保持較好的一致性，最大程度發(fā)揮康復機器人的效果。（3）簡潔性和舒適性，機構在保證功能的前提下盡可能簡單易穿戴，同時能有較好的舒適性。 圖3-4 髖關節(jié)外觀 髖關節(jié)外觀三維建模如圖3-4所示大腿桿10通過定位軸9鉸接在一起，鉸鏈固定板11通過螺釘連接在大腿桿10上。絲杠13的伸出端與髖部前端鉸鏈12固連在一起并鉸接在鉸鏈固定板11上。電機14通過螺釘連接在髖部驅(qū)動機構外殼15上，髖部驅(qū)動機構外殼15的尾端用螺釘將髖部尾端鉸鏈16上。在髖部支撐桿17上固連了2個限位固定架用以與腰部固定裝置相連，使患者腰部

56、位置可調(diào)。同時在髖部支撐桿17前端，開了限位方形孔，用以限制大腿桿10的運動角度，使其不至于因為飛車而導致安全事故。 髖關節(jié)驅(qū)動機構的設計如圖3-5。在絲桿20的尾端用螺釘19將絲桿尾端周向定位滑塊18連接在絲桿20上。螺釘將電機連在齒輪箱21上。在電機輸出軸處通過鍵23將齒輪23進行了周向固定，通過輸出軸軸肩和端蓋24將齒輪23進行了軸向固定。與絲杠20有螺紋連接的齒輪25，通過套筒28與絲杠端蓋26軸向固定。位于絲桿尾部的周向定位滑塊能較好的提高絲桿傳動機構運動的穩(wěn)定性。這套傳動機構主要采用了類似絲杠螺母固定絲杠螺母驅(qū)動的傳動形式。傳動時電機作為動力裝置，通過齒輪傳動將動力傳到絲杠，絲

57、杠螺母副將電機的旋轉(zhuǎn)轉(zhuǎn)換為絲桿的直線運動，并且絲杠的直線運動通過鉸鏈連接將動力傳到大腿桿處，大腿桿做杠桿運動完成髖關節(jié)的運動要求。 3.5膝關節(jié)結構設計 膝關節(jié)的作用在于為小腿提供擺動的力偶，同時具有吸收著地沖擊力，減震，參與步行時下肢的運動過程等作用。膝關節(jié)運動主要是屈伸運動，但其運動過程中并不是簡單地繞軸轉(zhuǎn)動，在半月板的前后移動過程中，膝關節(jié)實際上是一個簡單的平面運動。在膝關節(jié)設計方面，應主要有以下的要求：（1）膝關節(jié)在保證穩(wěn)定可靠的運動前提下，應有比較大的運動范圍。（2）在大腿小腿的固定方面應具有尺寸的可調(diào)性，以根據(jù)不同患者腿部情況進行一定范圍內(nèi)的調(diào)節(jié)。 本下肢康復機器人膝關節(jié)機

58、構如圖3-6所示。下端在小腿桿上通過螺釘連接了小腿綁帶調(diào)節(jié)支架40，可在一定范圍調(diào)節(jié)小腿綁帶的前后位置。在小腿綁帶支架40上用螺釘固定的毛氈材料小腿綁帶40，這里可調(diào)綁帶的左右位置，對不同腿型的患者都有較好的兼容性。小腿軸固定板29用螺釘固連在小腿桿上。軸30上安裝了旋轉(zhuǎn)編碼器41，可以將此處轉(zhuǎn)動的位移量轉(zhuǎn)化為一些數(shù)字脈沖信號，收集傳輸?shù)街鳈C進行數(shù)據(jù)分析。外側(cè)套筒32內(nèi)置的直線彈性驅(qū)動器可以驅(qū)動推桿31運動，與內(nèi)側(cè)套筒34以及內(nèi)側(cè)推桿32，實現(xiàn)了雙推桿套筒的運動機構，共同作用完成膝關節(jié)運動作用。在大腿桿上，也設置了尺寸調(diào)節(jié)裝置，大腿尺寸調(diào)節(jié)支架37通過螺釘連接在大腿桿上，可調(diào)整連在支架上的大腿

59、固定架38的左右位置。同時大腿尺寸調(diào)節(jié)支架37還可以進行上下的調(diào)整，多種尺寸的組合為患者提供了很全面的尺寸兼容性。 3.6直線彈性驅(qū)動器結構設計 3.6.1傳動機構的選擇 人體下肢的運動是由肌肉來提供動力的，通過骨骼肌的收縮與舒張并通過關節(jié)的轉(zhuǎn)動來實現(xiàn)運動。在肌肉提供動力的同時還有輔助的軟組織來提供保護和減震。為了模擬人下肢的這種彈性運動過程，我們可以考慮用三種方式來提供將電機的旋轉(zhuǎn)運動轉(zhuǎn)化為在膝關節(jié)設計中所需要的直線驅(qū)動裝置，分別為液壓驅(qū)動，氣動以及滾珠絲杠。通過分析和對比，液壓傳動雖然能提供很強的動力，但是由于其漏油，故障難以排查和傳動不夠精確的缺項，不適用于我們對康復機器人的設計要

60、求。氣動的驅(qū)動方式有傳動響應速度很快，工作過程中污染很小，制造成本低等特點，被廣泛用于各種仿生肌肉上，如氣動肌肉繩等裝置。但由于其工作時排氣的過程產(chǎn)生很大噪聲，傳動過程中精度不能保證且穩(wěn)定性相對很差。因此在下肢康復機器人設計過程中，為了患者的康復效果良好，不受到二次損傷，不考慮使用氣動結構來完成傳動。滾珠絲杠傳動由于其具有精準的定位精度與較高的傳動效率，傳動過程中磨損很小，壽命長，運行噪音小等優(yōu)點，很適合在下肢康復機器人中作為傳動結構使用。傳動精度高的優(yōu)點能夠很好的保證步態(tài)的穩(wěn)定性，因而能夠提供良好的康復效果，防止二次損傷的發(fā)生。因此我們選擇滾珠絲杠副來完成傳動機構的設計。 驅(qū)動器是將各種

61、形式的能量轉(zhuǎn)化為機器動力的裝置。為了能更好的復現(xiàn)人體下肢運動時肌肉提供的運動模式，在這里設計一款直線彈性驅(qū)動器。簡單來說就是在動力裝置和輸出裝置中間加一個彈性環(huán)節(jié)，獨自承受動力裝置提供的驅(qū)動力和輸出端的反作用力。彈性驅(qū)動器設計原理圖如圖3-8所示。使用本文的彈性驅(qū)動器能夠有效地吸收患者在步行訓練過程中腳著地所產(chǎn)生的沖擊力與振動，與膝關節(jié)在人下肢運動過程中起到的作用相仿，具有很好的肌肉特性。能夠大大提高系統(tǒng)的魯棒性，減小系統(tǒng)剛度。 3.6.2彈性驅(qū)動器總體結構概述 1- 直流伺服電機，2-電機，3-機座蓋，4-固定導軌部分滑軌，5上擋板， 6-下?lián)醢濉?-動導軌部分滑軌，8-執(zhí)行

62、端，9-彈簧驅(qū)動中間板 圖3-9總體外形圖 本彈性驅(qū)動器是由直流伺服電機驅(qū)動，有一定保護機制的并聯(lián)彈簧彈性驅(qū)動器，總體外形如圖3-9所示。主要的結構部分固定在上擋板與執(zhí)行端之間的動導軌部分的滑軌7。在靠近機座端的固定滑軌支架處打了2個通孔，固定導軌部分滑軌（簡稱導向桿）穿在其中，與動滑軌呈十字狀排布。保護彈簧套在上擋板與機座之間的導向桿上。上下?lián)醢迮c彈簧驅(qū)動中間板9之間的推桿上布置了并聯(lián)的一組彈簧。機座通過一組均勻布置的螺釘與推桿上擋板相連。直流伺服電機2為整套驅(qū)動器提供動力，使用剛性聯(lián)軸器連接了電機伸出軸與滑動絲杠上部，絲杠作為驅(qū)動桿與內(nèi)嵌在彈簧驅(qū)動中板的絲杠螺母相配合形成絲杠螺母副。

63、 這套彈性驅(qū)動器的工作機理為：直流伺服電機作為整套驅(qū)動器的動力源，用螺絲與上機座蓋相連，電機通過聯(lián)軸器將電機的轉(zhuǎn)矩傳導到絲杠處，帶動絲杠旋轉(zhuǎn)。在固定導軌部分的滑桿的限制下，絲杠螺母帶動彈簧驅(qū)動中間板沿導軌縱向做直線運動。通過這種方式將直流伺服電機輸出的轉(zhuǎn)矩轉(zhuǎn)化為彈簧驅(qū)動中間板擠壓彈簧的力。之后，通過動導軌部分的推桿將壓力輸出并作用在執(zhí)行端出，最終作用于外載上。當在康復訓練過程中受到外部沖擊力時，通過推桿將所受的力傳導至導向桿前端布置的保護彈簧上。這就把沖擊力傳化為對保護彈簧的壓力，同時保護彈簧也能起到吸收一定振動的效果。 整體的彈性驅(qū)動器預期目標如下：總質(zhì)量約3.5千克，絲桿軸向的最大位移量

64、為40毫米左右，額定工作載荷約為50kg。 3.6.3機械結構設計 在下肢康復機器人彈性驅(qū)動器的設計中，其機械結構的設計是本文主要關注的部分。良好的機械結構設計能夠較好的保證膝關節(jié)的運動性能。本文設計的整體彈性驅(qū)動器結構如圖3-10所示。主要分為1-伺服電機模塊，2-定導軌模塊，3-動導軌模塊。 圖3-10 整體機構示意圖 3.6.3.1定導軌部分結構設計 （1）定導軌部分總體結構設計 圖3-11定導軌部分 定導軌作為彈性驅(qū)動器最主要的組成部分之一，能夠為動導軌部分提供上下滑動的支撐和導向，因而能有直線驅(qū)動的作用。如圖3-11，主要由上板1，軸承擋圈2，導軌3，絲杠4，下板5組成

65、。其中上下板通過過盈配合將導軌固定，絲桿作為主要傳動機構，將旋轉(zhuǎn)運動轉(zhuǎn)化為彈簧驅(qū)動板的直線運動。 （2） 絲杠螺母機構設計 傳動機構主要由直流伺服電機1提供動力，通過剛性聯(lián)軸器將扭矩傳給絲杠4并帶動絲杠螺母運動。 絲杠螺母副主要有兩大類型：滑動絲杠副以及滾珠絲杠副。對比可以發(fā)現(xiàn)滾珠絲杠副雖然有傳動效率較高的優(yōu)勢，但其成本高，而且本彈性驅(qū)動器選用的絲杠螺母并非標準的絲杠螺母，因此在這里選擇了滑動絲杠副。同時選擇滑動絲杠由于其傳動有一定間隙，這樣就算絲杠螺母加工的不夠精確，不能保證良好的同軸度，也不會卡死絲杠螺母副。相比滾珠絲杠，滑動絲杠還具有自鎖的優(yōu)勢，在康復機器人不運作時，不會來回滑動，

66、便于穿戴和放置。絲杠螺母副主要參數(shù)如下表（表3-3）。 表3-3絲杠螺母副主要參數(shù) 最大工作載荷 300N 縱向絲桿有效行程 60mm 螺母運動額定速度 30mm/s 螺母期望壽命 35000h 絲桿螺母摩擦系數(shù) 0.21 與地面摩擦系數(shù) 0.26 絲杠輸入轉(zhuǎn)速 480r/min 螺紋的牙型角根據(jù)我們選用滑動絲杠的要求，需要較高的精度和傳動效率，因此我們選擇廣泛適用于滑動絲杠的梯形螺紋。最常見的梯形螺紋牙型角為30°，螺紋牙型角選取的越小，可以一定程度上提高傳動的精度，但這里我們使用普遍的a=30°牙型角即可。 絲杠與設計直徑的關系根據(jù)GB784-65標準可以查得d=10，參數(shù)可根據(jù)實際情況選取，這里的絲杠螺母機構選取主要參數(shù)如下表3-4： 表3-4主要參數(shù)選取 螺紋類型 梯形螺紋 線數(shù)n 2 螺旋升角 2° 螺距 3mm 軸向負載約為80N，轉(zhuǎn)速為480轉(zhuǎn)/min，因此通過計算選取最后絲杠參數(shù)如下表3-5：單位mm。 表3-5計算所得參數(shù) 直徑 導程 有效行程 螺母長度 末端長度 總長 精度 10