一種腿輪結合的助行器設計及仿真

馬 可，李孟員，苑明海，裴自卿

(1.河海大學 機電工程學院，江蘇 常州 213022；2.江蘇省特種機器人技術重點實驗室，江蘇 常州 213022)

0 引 言

目前，由于中國逐漸進入老齡化社會，老年性疾病及車禍、扭傷等意外事故而引起的肢體運動性障礙患者明顯增加[1-2]，下肢運動功能出現問題是影響人類正常行走的一個重要因素，受到了越來越多的關注。下肢康復助行器作為一種輔助老年人和殘疾人行走的設備[3]，有著巨大的應用前景，經過一段時間的有效康復訓練，它可以為因年邁肌力衰退導致行走功能障礙的老年人提供助力，樹立起獨自行走的信心，改善行走過程中存在的問題[4]。

康復機器人的研究興起于20世紀80年代的英國，1987年Mike Topping公司研制的Handy-1康復機器人最早實現了康復機器人的商業化[5]。近年來，在國外，Calin Vaida設計了一種機器人系統，可用于在治療的急性期對臥床受限患者的下肢中風后康復[6]；Fereydooni等研究了小波神經網絡下肢康復機器人自適應控制中的應用[7]；Werner Christian等評估了患有運動障礙的老年人的智能助行器的坐姿到站姿輔助功能[8]；Zakharov則對虛擬現實與觸覺反饋相結合的中風影響下肢康復進行了研究[9]。

在國內，賈丙琪等在TRIZ的理論基礎上對下肢外骨骼進行了創新設計[10]；肖丹設計了一款適合下肢功能中、輕度障礙人群的步行輔助裝置[11]，用以彌補行動障礙；常鐳民[12]根據成年人體數據對人體腿部模型建模并進行動力學分析，得到了一種與正常人行走角度曲線大致重合的助行器；還有學者提出了機器人姿態[13]和雙足機器人步態規劃方案[14]；黃錦婷提出了一種可穿戴式下肢康復機器人設計方案[15]。

已有的助行器雖各有所長，但仍然存在使用時需反復抬起而造成的費時費力，以及爬坡能力弱、平穩性較差等問題。因此，文中擬設計一種腿輪結合的下肢康復助行器，充分利用腿、輪各自具備的結構及行走優勢，克服現有助行器存在的缺陷。

1 助行器的結構設計

下肢康復助行器是為了幫助下肢行動能力差，但上肢功能健全的老年人或殘疾人，使用者可以借助上肢力量站立起來，憑借助行器的動力使其行走能力得到有效的鍛煉。文中設計的助行器，采用前腿后輪的設計思路，總體結構如圖1所示，主要由運動桿件、傳動系統、調速裝置、支撐桿件、主體框架等五個部分構成，其中傳動系統由電動機、減速器、傳動齒輪、傳動軸、同步帶、階梯軸等組成。

1運動桿件 21 電動機 22減速器 23傳動齒輪 24傳動軸 25同步帶 26階梯軸 3調速裝置 4支撐桿件 5主體框架

支撐桿件由伸縮桿和臂托組成，主要起到支撐人體的作用。調速裝置采用霍爾調速握把實現無級調速。各運動桿件之間通過銷軸、開口銷連接，降低表面磨損，便于拆卸。傳動系統中軸與框架之間都通過滾動軸承連接，減小摩擦。兩軸之間通過同步輪與同步帶連接，使運動過程平穩且噪音小。

在主體框架內側設置有傳動系統，考慮到能夠更加容易的控制，將助行器左右兩側的運動機構通過傳動主軸及同步帶輪等部件聯系到一起，只用一個電機提供輸出，同步帶，將轉矩傳遞至主軸，再由主軸將轉矩傳遞至兩側行走部件，在安裝時注意兩側行走部件的位置關系，利用傳動比精確的特點使兩側保持恒定的位置關系。

該下肢康復助行器傳動系統的運動結構簡圖如圖2所示。

圖2 系統運動結構簡圖

依據公式：

F=3N-2PL-PH

(1)

其中，N為活動構件數，PL為低副數，PH為高副數。

代入本機構數據：

N=5,PL=7,PH=0

計算可得自由度：

F=1

因此，本機構只需要一個原動件就可以有確定的運動狀態，由此可知助行器只需一個電動機作為驅動原件即可，避免了使用者需要手動反復抬起的繁瑣過程，操作更加簡單方便。

助行器工作時，通過將調速握把轉動不同角度實現電機不同轉速，從而帶動主軸轉動，主軸通過同步齒形帶帶動兩側曲柄旋轉，于是兩側的運動部件呈現規律的周期性運動，行走件底部安裝有腳墊，用以增大與地面的接觸面積，從而增大與地面的摩擦力，在運動時利用與地面的靜摩擦力帶動后輪向前運動，由于腿部桿件有向前邁進的動作，當在不平坦的地面上行走時遇到一定高度的障礙物時可以直接越過。

2 助行器各主要參數的確定

為使此助行器在使用過程中與人體協調一致，需在其正常運動的前提下對各構件尺寸進行合理設計。以一般成年人身高為參考，取助行器除扶手部分整個運動機構頂部至地面高度范圍為389 mm～439 mm，以達到提供給使用者休息時坐立的最佳狀態。確定了整體高度之后，結合該器械的運動特點，確定各桿件長度，結果如表1所示。

表1 各桿件尺寸數據

考慮到助行器主體重量不宜太大，故應當在滿足強度要求的前提下盡量減小材料密度，樣機材料最終選定6061鋁合金，計算可得各桿件質量分別為：行走件：1.34 kg；上搖桿：0.11 kg；下搖桿：0.12 kg；側連桿：0.82 kg；曲柄：0.08 kg。

3 腿部桿件運動分析

在確定了各桿件尺寸及材料后，需要對該助行器的運動狀態進行分析，一方面通過計算得出其運動的步距，為電機參數的選擇和速度的設定提供參考；另一方面，計算出該助行器運動過程中起伏狀態，可以對其運動的平穩性做出評估。

在極限位置一：經過計算設計出的已知參數有：

α1+α2=41°

L'=201 mm

β1=31°

β2+β3=124°

以及各桿件長度，如表1所示。

根據圖3(a)中幾何關系可以得出運動公式。行走件此時刻距離L0最短:

(2)

代入數據計算可得：

L0=401.5 mm

在極限位置二：經過計算設計出的已知參數有：

L''=344 mm

(3)

代入數據計算可得：

(a)極限位置一

(b)極限位置二

圖4為助行器步距示意圖，結合圖3中的幾何關系，利用三角函數計算可得：

圖4 助行器步距示意圖

運動時上下浮動高度為：

確定了兩極限距離為318 mm后，由于運動過程中一側腿部件運動，另一側支撐在地面上，故實際步長為636 mm。在運動過程中上下浮動的高度僅為15.7 mm，可以保證平穩運行。

4 主要構件靜力學仿真分析

該助行器的行走件及框架上的電機支撐板在運動過程中起著關鍵的作用，行走件主要支撐助行器主體以及人體的壓力，電機支撐板跨度大、厚度較小，故這兩處最容易出現變形甚至失效，應當對進行靜力學分析和校核。在Solidworks軟件中，建立構件三維模型，設置各尺寸參數，選擇材料類型，劃分網格，最后得到構件應力分布情況。

4.1 行走件模型靜力學分析

行走件模型的應力分布如圖5所示。

圖5 行走件應力分布

經有限元仿真分析后可知，最大應力產生的位置位于桿件中部鉸制孔內壁表面上，其應力值為22.94 KPa，由于行走件選擇材料為6061鋁合金，其屈服強度為55 MPa。為滿足安全使用要求，取材料安全系數1.5，則所對應的許用應力為36.7 MPa，可知實際最大應力值仍遠小于許用應力，故此結構滿足強度要求。

4.2 電機支撐板靜力學分析

電機支撐板模型受到的應力如圖6所示。

圖6 電機支撐板應力分布

在電機支撐板兩端與框架結合處出現最大應力值，最大應力19.0 MPa，同樣，支撐板的材料也是選用6061鋁合金，其許用應力36.7 MPa，最大應力小于許用應力，支撐板強度亦滿足要求。

5 運動仿真分析

由于助行器的使用者是下肢有運動障礙的人士，因此在運動過程中最注重的就是運動的平穩性和安全可靠性，與之最直接相關的就是驅動電機的轉速，由于助行器僅有一個電機作為驅動，故需要通過動力學仿真分析確定出最大運動速度以保證使用者的安全，再經調速握把調整至自身需要的運動速度。

將單個周期時間延長至12 s以進行仿真模擬及數據分析。各桿件質量分布均勻，幾何中心與質心重合，之后根據在SOLIDWORKS中建立的腿部三維模型，在ADAMS中進行助行器腿部的運動仿真分析。

首先添加重力加速度，然后新建連桿Link1：選擇連桿Link，依據表1中各桿件尺寸數據設置長Length、寬Width、厚Depth的值，接著用同樣的方法，新建連桿Link2、連桿Link3、連桿Link4、連桿Link5，再添加運動副joints1：點擊Connectors中的轉動副，選擇機構的兩個連桿和一個連接點，同樣建立joints2-joints8，最后，建立驅動Motions：選擇Motions中的旋轉，在Rotational Joint Motion 中設置速度Speed即可。由于腿部活動構件運動方式可簡化為圓周運動，所以可將驅動系統函數簡化為簡單周期函數。

對助行器行走部件進行兩個周期的仿真運動，仿真后進行后處理，在行走件質心建立Measure，對其質心的角速度與角加速度進行測量，以助行器沿水平地面運動的方向為X方向，寬度方向為Y方向，高度方向為Z方向建立空間坐標系。同時在行走件與地面接觸的腿部建立Measure，對X方向與Z方向上的位移進行測量，最后得到在單個周期內助行器行走件質心的角速度與角加速度圖像和行走件與地面接觸的腿部的X方向和Z方向上的12個時刻測量數據，如表2所示。

表2 單個周期內行走件著地點與初始位置的距離

根據結構設計和運動仿真分析結果，進行了實物模型制作，如圖7所示。為了驗證上述仿真分析結果的合理性，進行實物實測驗證。

圖7 實物模型

實驗過程中，為了能更加方便地得出仿真與實物的數據關系，將一個完整的周期等分為十二個時刻，測量各時刻的位置狀態，與表2中仿真結果進行對比，如圖8所示。圖中兩條折線分別表示表2中所列X向和Z向位移，圖中偏差為各個實測值與表2中仿真數據偏差值(為表示清楚，圖中偏差值放大5倍顯示)。

圖8 仿真分析與實物測量結果之差

可以看出，在第7個時刻(即第6 s)，行走件距離初始位置最遠，此時的實物測量數據與仿真結果偏差最大，為7.2 mm，相對偏差3.9%。在第10個時刻(即第9 s)，行走件抬起的高度最大，約為87 mm，故本助行器具備跨越80 mm高度障礙的能力。此時，在Z方向得出的實物測量結果與仿真結果相對偏差最大，為5.7%。實測結果表明，運動仿真分析結果誤差不大，具有較高仿真精度。

圖9所示為用ADAMS仿真軟件得到的單周期內行走件速度、加速度及位移變化曲線。

圖9(a)為質心點的角速度與角加速度圖像，橫坐標為時間，縱坐標為角速度。從圖中可以看出：腿部行走件質心角速度在約7.5 s時達到最大值為22.60 deg/s，而腿部行走件質心角加速度在約8.1 s時達到最大值，為22.45 deg/s2。此結果表明，當一側行走件處于最高位置時，另一側行走件與地面接觸，此刻運動速度較快，可以以較短的時間通過障礙物。

圖9(b)為行走件分別在X方向與Z方向上的相對測定點位置的距離。根據仿真測試所得數據可以看出：行走部件與地面接觸的腿部沿X方向上運動單個周期的位移約為0.3 m，而沿Z方向上運動單個周期的位移略小于0.1 m，此結果與上述腿部桿件運動分析結果一致。由于確定老年人最大行走速度范圍為1.06 m/s～1.28 m/s，根據仿真結果得到的步距進行電機參數的選用，確定選用轉速為6 000 rpm的電機，經減速比為1∶25的減速機減速輸出后，最大運動速度為1.2 m/s，同時設計采用調速轉把實現老年人對日常生活步行步速不同的需求，所以此行走部件設計滿足設計要求。

(a)單周期內行走件質心角速度與角加速度曲線

(b)單周期內行走件位移曲線

該助行器可以為老年人或腿部有障礙的殘疾人提供支撐和前進的動力，速度可以由使用者自行控制，安全可靠，可以為使用者提供恢復行走能力的信心，為老齡化嚴重的局勢做出貢獻，促進社會和諧。

6 結束語

設計了一種腿輪結合的行走式助行器，該助行器結構簡單，利用齒輪和同步齒形帶的精確傳動比省去多電機驅動的繁瑣，驅動方便，解決了常見老式助行器依靠人力費時費力的問題。

首先，對助行器總體結構進行了設計，并對其傳動機構的自由度進行了計算分析；隨后，確定了機構各主要構件尺寸，選定材料；進一步，針對機構中最重要的腿部桿件進行運動分析，得到了機構運動的兩個極限位置；接著利用SOLIDWORKS軟件建立了機構模型，對機構的重要構件進行了靜力學分析與強度校核；最后，使用ADAMS軟件進行機構運動仿真，進行實物制作，并將實測結果與運動仿真結果進行對比，驗證了所設計機構的運動性能。運動仿真與實物測量結果對比表明，機構運動時的速度、加速度、步距等參數值與理論計算值相比誤差很小，驗證了助行器行走步態的穩定性，證明了所設計的助行器可以輔助下肢行走，達到助行和康復訓練的目的。