可穿戴式助殘機(jī)械腿的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)與分析

孫 建 方綠茵 李 明 吳凱峰

（臺(tái)州學(xué)院機(jī)械工程學(xué)院，浙江臺(tái)州318000）

0 引言

社會(huì)日益進(jìn)步，科技造福人民的呼聲也越來(lái)越高，對(duì)于助殘康復(fù)機(jī)械裝置，國(guó)內(nèi)外正在進(jìn)行各層次的研究。據(jù)報(bào)道，美國(guó)仿生學(xué)實(shí)驗(yàn)室研發(fā)的一款助殘機(jī)械外骨骼，截癱患者可在它的幫助下獨(dú)立活動(dòng)4 h，行走速度可達(dá)1.1英里/h，售價(jià)為4萬(wàn)美元。雖然助殘康復(fù)機(jī)械價(jià)格已有下降，但高端產(chǎn)品的價(jià)格對(duì)于普通殘疾偏癱患者來(lái)說(shuō)依舊難以承擔(dān)，而符合人們心理價(jià)位的助殘機(jī)械，大多數(shù)功能不夠完善，自由度與舒適度也得不到滿(mǎn)足。鑒于此，我們?cè)诮梃b前人設(shè)計(jì)、吸取經(jīng)驗(yàn)教訓(xùn)的基礎(chǔ)上進(jìn)行改善，設(shè)計(jì)了一款可穿戴式助殘康復(fù)機(jī)械腿。

1 可穿戴式助殘機(jī)械腿的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

1.1 機(jī)械結(jié)構(gòu)方案設(shè)計(jì)

可穿戴式助殘機(jī)械腿應(yīng)為患者提供身體支撐、預(yù)警保護(hù)、動(dòng)力支持，在此基礎(chǔ)上還應(yīng)具備傳感、反饋、控制等功能。根據(jù)正常人行走時(shí)的步態(tài)與力矩分析模擬，以及膝關(guān)節(jié)與髖關(guān)節(jié)的力矩分析，初步方案是利用普通拐杖進(jìn)行身體支撐，在大腿處穿戴簡(jiǎn)易機(jī)械外骨骼，利用電機(jī)提供膝關(guān)節(jié)處的扭矩，利用韌帶在保障舒適度的同時(shí)固定住髖關(guān)節(jié)與支撐拐杖的相對(duì)位置，而后利用大腿、拐杖、活動(dòng)推桿組成連桿機(jī)構(gòu)模擬大腿邁出與支撐拐杖回收的運(yùn)動(dòng)軌跡，如圖1所示。

圖1 大腿與支撐拐杖的運(yùn)動(dòng)軌跡

最終決定結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)方案如下：

（1）在初步方案的基礎(chǔ)上考慮拐杖及髖關(guān)節(jié)的聯(lián)動(dòng)，在拐杖處增加一個(gè)推桿，保證支撐拐杖在行進(jìn)過(guò)程中滿(mǎn)足角度尺寸變化要求；

（2）為滿(mǎn)足增加助力要求，在底部用棘輪代替了一般支撐拐杖的底部滑塊，在保障其自鎖的同時(shí)，方便了支撐拐杖回收過(guò)程的實(shí)現(xiàn)；

（3）考慮患者的扭矩功率與自身負(fù)重能力，取消了膝關(guān)節(jié)處的電機(jī)，將動(dòng)力源放在了支撐拐杖上，采用推桿電機(jī)，構(gòu)建出一個(gè)四桿機(jī)構(gòu)進(jìn)行小腿部分的角度及力矩控制；

（4）為了滿(mǎn)足行進(jìn)過(guò)程中患者機(jī)械腿腳掌落地的穩(wěn)定性，同時(shí)保證患者在使用該助殘裝置時(shí)與正常人行進(jìn)步態(tài)的相似性，在踝關(guān)節(jié)與腳掌部分添加一個(gè)小推桿電機(jī)，控制腳掌與地面的角度，并添加防滑措施；

（5）在腳后跟處增加活動(dòng)連桿保證自由度要求，并滿(mǎn)足踝關(guān)節(jié)的舒適度。

1.2 機(jī)械腿各部分分析

1.2.1 支撐拐杖底部棘輪

為了實(shí)現(xiàn)用戶(hù)行進(jìn)時(shí)的便利性，并具備自鎖的功能，在拐杖的底部加裝一個(gè)可控的雙向棘輪。一般情況下其可向前運(yùn)動(dòng)，向后自鎖；在特殊情況下可改變自鎖方向或轉(zhuǎn)變?yōu)槠胀▓A輪。棘輪構(gòu)筑的三角形角度為37°&53°，使下三角重心略向后偏，對(duì)拐杖在行進(jìn)過(guò)程中的位置不適起一定的保護(hù)作用，同時(shí)不會(huì)使重心過(guò)于偏后，導(dǎo)致棘輪壽命下降，甚至行進(jìn)過(guò)程中發(fā)生用戶(hù)傾倒的事故。

1.2.2 支撐拐杖伸縮裝置

采用壓力傳感器與低速大扭矩推桿電機(jī)，自適應(yīng)調(diào)節(jié)支撐拐杖長(zhǎng)度，保證行進(jìn)過(guò)程中對(duì)不同地形的自適應(yīng)調(diào)節(jié)，保證行進(jìn)過(guò)程的阻力較小，同時(shí)保證用戶(hù)在使用拐杖時(shí)的舒適度，減少使用時(shí)帶來(lái)的僵直感與不適感，保護(hù)用戶(hù)重心穩(wěn)定。

1.2.3 髖關(guān)節(jié)大腿活動(dòng)連桿控制裝置

利用支撐拐杖組成的活動(dòng)四桿機(jī)構(gòu)來(lái)提供髖關(guān)節(jié)的扭矩。經(jīng)過(guò)仿真確定轉(zhuǎn)動(dòng)副數(shù)據(jù)，利用角度傳感器控制大腿行進(jìn)擺動(dòng)角度，低速大扭矩推桿電機(jī)給予動(dòng)力；根據(jù)每個(gè)用戶(hù)不同的情況與不同的習(xí)慣，設(shè)置不同的參數(shù)，保證系統(tǒng)的穩(wěn)定性、安全性和舒適度；同時(shí)，裝置中與人體相對(duì)固定處可根據(jù)用戶(hù)的實(shí)際情況進(jìn)行誤差補(bǔ)償，減少了人體機(jī)械運(yùn)動(dòng)的疲勞。

1.2.4 膝關(guān)節(jié)小腿活動(dòng)連桿控制裝置

在膝關(guān)節(jié)處同樣由支撐拐杖組成活動(dòng)四桿機(jī)構(gòu)，該機(jī)構(gòu)與髖關(guān)節(jié)共用一個(gè)轉(zhuǎn)動(dòng)副，與髖關(guān)節(jié)聯(lián)動(dòng)。膝關(guān)節(jié)活動(dòng)連桿裝置的固定連接大多為松連接（小腿可自然垂下），即在小腿控制部分采用主重力輔電機(jī)的方式，減少了輸出，又保證了舒適度。

1.2.5 踝關(guān)節(jié)腳掌活動(dòng)連桿控制裝置

踝關(guān)節(jié)處的活動(dòng)連桿裝置主要用途是保證在行進(jìn)過(guò)程中舒適穩(wěn)定的落地，采用三個(gè)ZLDS10X一維傳感器，并排安裝在一起，利用三個(gè)傳感器檢測(cè)該平面的距離，如果出現(xiàn)曲面則以前后兩個(gè)傳感器為基準(zhǔn)，通過(guò)電機(jī)改變角度，并設(shè)置角度范圍，保證與平面的穩(wěn)定接觸。

助殘機(jī)械腿具體結(jié)構(gòu)如圖2所示。

圖2 助殘機(jī)械腿結(jié)構(gòu)

1.3 機(jī)械腿材料選擇

考慮到輕便美觀(guān)以及價(jià)格與適配性，選擇鋁合金作為助殘康復(fù)機(jī)械腿的骨骼支架材料。鋁合金質(zhì)輕易加工，同時(shí)具備一定的經(jīng)濟(jì)性。

2 助殘機(jī)械腿運(yùn)動(dòng)仿真數(shù)據(jù)對(duì)比與結(jié)果分析

2.1 行進(jìn)過(guò)程中各部位能量消耗

在行進(jìn)過(guò)程中，各關(guān)節(jié)能量消耗的仿真分析結(jié)果如圖3所示。

圖3 各關(guān)節(jié)能量消耗圖

由圖3可知，各關(guān)節(jié)的消耗在行進(jìn)過(guò)程中基本保持在較低水平，結(jié)合實(shí)際可知該機(jī)械腿可以正常工作。

2.2 行進(jìn)時(shí)助殘機(jī)械腿的關(guān)節(jié)軌跡分析

在行進(jìn)過(guò)程中助殘機(jī)械腿與健康腿各個(gè)關(guān)節(jié)路徑角度變化對(duì)比如圖4～圖6所示。

分析圖4～圖6機(jī)械腿與健康腿各關(guān)節(jié)的仿真數(shù)據(jù)可知，健康腿的行走姿勢(shì)與助殘機(jī)械腿不盡相同，所有數(shù)據(jù)變化有時(shí)會(huì)出現(xiàn)先后順序的波動(dòng)，但在行進(jìn)過(guò)程中起末位置即功能要求該助殘機(jī)械腿已經(jīng)達(dá)到，該機(jī)械腿的行走路徑不會(huì)對(duì)人體產(chǎn)生不利影響，與人體的適應(yīng)性較好，可達(dá)到實(shí)際的使用要求。

圖4 踝關(guān)節(jié)路徑對(duì)比圖

圖5 髖關(guān)節(jié)路徑對(duì)比圖

圖6 膝關(guān)節(jié)路徑對(duì)比圖

3 樣機(jī)試制

根據(jù)仿真數(shù)據(jù)的分析結(jié)果，試制了樣機(jī)，并進(jìn)行了行走試驗(yàn)，達(dá)到了預(yù)期的目標(biāo)。

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