關于人體起坐支撐的外骨骼裝置的結構設計

陳俊宇， 宋愛平， 李博皓， 劉恒， 魏俏俏， 白澤楊

（揚州大學 機械工程學院 機械設計制造及其自動化系，江蘇 揚州225127）

0 引 言

外骨骼技術是一項目前仍然大多處于實驗室階段的技術，可穿戴外骨骼機器人是一種助行機械裝置,可以通過跟蹤人體運動為正常人的運動提供動力輔助, 大幅增強人們負載能力和行走耐力,在軍事、醫療康復及救災等方面具有廣泛應用前景[1]。當下大部分的外骨骼裝置都存在著諸多的技術缺陷和應用困難等問題，難以得到大量的推廣和生產。本文設計的人體起坐支撐的外骨骼裝置，是一種主體由鋁合金構成并且能通過舵機提供動力的助力支撐裝置。這種裝置不僅能夠輔助人體支撐站立、助力行走，還同時安裝有坐立輔助支撐裝置協助使用者隨時坐下。

目前外骨骼裝置主要應用于軍事和醫療領域[2]。美國在這方面走在了世界前列，主要制造了一些單兵使用的輔助裝置，這類裝置能幫助戰士輕松的奔跑、行走，節省了體力，便于更好地作戰。同時通過外骨骼裝置也可以方便地攜帶更多的裝備，提高士兵的單兵作戰能力。在日本，由于老齡化嚴重，對這類產品的研究較早，所以有了一些幫助行走的裝置，但這些裝置大多存在著動力裝置沉重、造價昂貴、不方便攜帶等缺點，難以大規模生產推廣。所以大多停留在了實驗室驗證階段，只有少量樣機進入市場銷售。相比之下國內在該領域的研究相對落后。大多國產外骨骼裝置只在醫用康復領域。因此，目前市場上存在的外骨骼產品大多無法滿足市場需求，不能真正地應用到人們的日常生活中去，開發一款輕巧便捷、成本可控、控制多樣的實用外骨骼裝置勢在必行。該外骨骼裝置可以運用到各種生產領域，它既可以幫助行走有障礙的人更輕便地行走，也可以為身體健全的人提供隨時可坐下休息的服務，同時它也能為生產一線的工人提供更好的勞動保障，減輕人體運動負擔，提高生產效益。

基于上述存在的問題，本文提出了一些外骨骼機械裝置的實際設計思路和解決方案，在結構方面采用多桿式連接結構。根據三角形的穩定性原理，通過多組三角架結構提高整體裝置強度，根據力學模型計算確定裝置的實際可行性。本文給出兩種不同的連桿設計方案，并在受力特點、機構穩定性等方面進行比較。在控制方面采用Arduino開發板作為主控制板，輔助以傳感器，以提高系統靈敏度和精確度，通過藍牙連接手機APP以實現遠程控制，并簡要介紹其工作過程和思路。

1 外骨骼機械結構設計及方案比較

外骨骼助力裝置主要應用于人體行走助力、輔助支撐坐立方面，它是一種新型的可穿戴助行助力機器人，其主要作用是通過對人體關節施加驅動力，從而有效輔助患有行走功能障礙的患者或下肢肌肉退化的老年人進行獨立行走[3]。故需要根據人體外形的具體結構去設計裝置的外形。在此設計了兩種輔助支撐裝置，本文分析它們的不同點，為選擇合適的方案作理論鋪墊。具體設計研究過程如圖1所示。

圖1 研究過程流程圖

1.1 結構設計

根據外骨骼裝置實現功能要求最后確定將裝置分為兩大部分：助力行走支撐裝置和輔助坐立支撐裝置。上文所說兩種方案的不同之處主要在于后者。而助力行走支撐裝置則基本相同。采用鋁合金結構，用以減輕裝置整體的質量，提高便攜程度。在人體腿部兩側通過綁帶綁定連接板，整體裝置將人體上身自重力傳遞到腰部支撐板，腰部支撐板由腳部連接桿、大腿連接桿、小腿連接桿、腳部固定板支撐，通過這種外骨骼連接件輔助支撐人體上身部分質量，協助人體站立。腰部支撐板采用柔性材料，上面有多個透氣孔，提高佩戴者的舒適程度。在腰部安裝有旋轉舵機，通過背部的控制芯片來帶動旋轉舵機運動，以實現助力行走的功能。相對于液壓系統，旋轉舵機的優勢在于可以大大降低裝置的整體質量，減輕佩戴者的負擔，使裝置在使用時更加可靠，同時，旋轉舵機所消耗的能源比液壓系統裝置要少得多，所以只需小功率電池就可以長時間地為裝置提供動力。在大腿和小腿后側安裝有輔助支撐板用于幫助使用者坐下時能夠將自身重力傳遞到輔助支撐板上，再通過側邊和后部桿件傳遞到腳部和撐地部分。

坐立支撐裝置有兩種不同的方案。第一種如圖2所示，在大腿部固定一根連接桿，在后部展開形成一個三角架結構，起坐輔助支撐裝置為可折疊式，大腿固定板、支撐桿、滑條桿所組成的機構在人體坐下時可展開成三角形提高裝置的穩定性?；瑮l桿在滑槽內滑動，可實現裝置的收回與展開，人體處在坐下狀態時彈簧處在壓縮狀態且用卡扣，卡死長度一定，此時裝置鎖死，滑條桿無法滑動，而行走時彈簧處在原長狀態可在一定范圍內自由拉伸壓縮，阻力較小，此時的滑條桿可以小幅 度上下滑動。當使用者需要坐下時只需稍用力彎曲大腿使彈簧壓縮到卡扣處即可使裝置展開，當使用者需要站起時只需解開彈簧的鎖定，彈簧即可慢慢恢復原長，同時利用彈簧的壓力幫助使用者站起來。整套裝置可實現隨時起坐。整體采用鋁合金材質，減輕了質量，提高了結構強度。這種結構的輔助裝置的優點是可以隨時拆卸，穩定性較好，使用者站起時有一個力幫助站起，對老年人和行動不便者更為有利。但是也存在著一些問題，由于裝置完全由彈簧來控制，可靠性并沒有手動控制的好。同時裝置在行走時也有輕微的擺動，不能完全折疊不動，對行走會產生一定的干擾。圖3為方案1的輔助坐立支撐模塊具體示意圖。

圖2 裝置整體結構示意圖（方案1）

圖3 輔助坐立裝置局部圖（方案1）

第二種方案如圖4（未安裝控制和動力裝置）所示，在大腿處的支撐板上固定一滑槽和連桿，在滑槽上安裝有一手柄，可手動控制裝置的展開與收縮，這樣提高了裝置的可靠性，通過三根桿并列分布的形狀，在展開時可構成多組三角形，使裝置結構的穩定性大大提升，同樣也采用鋁合金材質，減輕了質量。與第一種方案不同之處在于，該方案沒有彈簧，裝置在收起后無聯動，與行走支撐裝置無關聯，所以不會對使用者的行走姿態產生影響。但是這種設計方式也存在一些缺點，因為它沒有彈簧，完全靠手動收回裝置，不能在使用者站起來時提供一個反向的支撐力，所以對老年人站起時并無多大助力作用。而且該裝置在手柄處卡槽的卡條受力較大，容易斷裂，需要采用更高強度的材料制作，提高了制作成本。圖5為方案2的輔助坐立支撐模塊具體示意圖。

圖4 裝置整體結構示意圖（方案2）

圖5 輔助坐立裝置局部圖（方案2）

1.2 方案比較

綜合比較這兩種方案，均存在各自的優勢，在外骨骼輔助坐立方面均為一種創新，但也同樣存在一些無法避免的小瑕疵，它們的區別如下：1）前者采用彈簧作為控制收縮和展開的方式，而后者采用手柄手動控制的形式，提高了穩定性；2）前者的坐立輔助支撐裝置對行走姿態有一定的影響，但后者則完全獨立避免了這種問題；3）前者可為使用者站起時提高一個抬起的支撐力，但后者因缺少彈簧而不存在這個力；4）前者展開后整體裝置穩定受力均勻，但后者因某些部位受力偏大而影響裝置的整體壽命。這些不同之處給我們將來創造更好的方案提供了參照，也為將來外骨骼裝置的研究提供了幫助。

2 裝置受力分析

根據結構特點，不同的裝置所承受的載荷也不一樣，外骨骼裝置的設計要求是必須要在有限的裝置質量內獲取足夠的承載能力，為此下文將對兩種結構裝置進行詳細的力學分析，以檢驗裝置的可靠性、安全性是否達到要求。

2.1 裝置1桿件的受力分析

圖6 裝置1結構受力簡圖

對于第一種裝置的坐立機構可將其簡化（如圖6）。根據人體下半身的大致長度比例，可以確定各段桿的長度分別為：LHK=50 mm；LHP=300 mm；LHL=400 mm；LKG=100 mm；LGF=90 mm；LGM=350 mm；LHD=450 mm；LHA=500 mm；LBC=150 mm；LCE=250 mm；LFE=180 mm；LGE=121.2 mm。

根據結構特點，對機構中的每根桿進行分析后發現在該機構中桿EF 所受外力最大，最容易失效。根據計算得桿EF所受力為

在該式中角α3在0°～45°之間變化，當α3=45°時，即人體坐下時,將α1=15°、α2=30°、α3=45°、α4=30°代入式中可得FF′max=1466.26 N。假設桿EF橫截面為一5 mm×5 mm的正方形面，則其所受壓應力最大值為58.7 MPa，遠小于鋁合金的拉抗強度，故該設計滿足強度要求。

2.2 裝置2桿件的受力分析

圖7 裝置2結構受力簡圖

對于第二種裝置的坐立機構可將其簡化（如圖7）。該結構的受力比第一種要更均勻更可靠，根據人體大腿部分和小腿長度的大致長度比例，可以確定各段桿的長度分別為：LAB=130 mm；LBC=70 mm；LAG=400 mm；LAK=100 mm；LAD=120 mm；LAF=300 mm；LCD=250 mm；LBE=120 mm；LCE=120 mm；LBH=300 mm。

根據機構受力特點和對各桿受力分析，可以確定該裝置中DF 桿和BH 桿為危險桿。通過對各桿受力分析和計算后可求得B點和F點所受力的大小分別為：

假設裝置完全展開后α1=0.289π，α2=0.5540π，α3=0.1884π，α4=0.4058π，人體重力Me=2000 N，將其代入可得FE=584.62 N，FBx=271.94 N，FBy=86.29 N。相比較第一種裝置，該結構更加合理可靠，可滿足設計要求。

3 控制系統模塊的開發與研究

3.1 硬件選擇與設計

控制系統模塊主要由Arduino開發板，旋轉舵機模塊，藍牙傳輸模塊，傳感器模塊等部分構成。其主要的工作原理如圖8所示。其中Arduino是一款便捷靈活、方便上手的開源電子原型平臺。包含硬件（各種型號的Arduino板）和軟件（Arduino IDE）。由一個歐洲開發團隊于2005年冬季開發。它構建于開放原始碼simple I/O介面版，并且具有使用類似Java、C語言的Processing/Wiring開發環境。主要包含兩個部分：硬件部分是可以用來做電路連接的Arduino電路板；軟件部分則是Arduino IDE，提供計算機中的程序開發環境。只要在IDE中編寫程序代碼，將程序上傳到Arduino電路板后，程序便會命令Arduino電路板要做些什么了。Arduino 平臺是一個單片機系統，包含有很多硬件和編程軟件（IDE 即編程環境）。同時，還有各種各樣周邊的硬件兼容Arduino 平臺，并且這些硬件通常都已經帶有兼容Arduino 控制器的函數庫[4]。由此可見Arduino開發板（如圖9）內部結構簡單，功能強大，價格合適，易于操控，有著諸多優勢。

圖8 軟件運行過程框圖

舵機驅動模塊選用PCA9685模塊連接Arduino開發板用以控制旋轉舵機按照預定程序轉動。旋轉舵機選擇LD-260MG型數字舵機（如圖10），其工作電壓為6.0～8.4 V，控制精度為3 μs，轉矩為60 kg·cm。它的特點在于超大轉矩，虛位小，精度高，采用雙軸固定更穩定。同時該型舵機價格合適，適用于大批量使用。

圖9 Arduino開發板

圖10 舵機示意圖

傳感器模塊選用JY901姿態角度傳感器（如圖11），該傳感器安裝于人體腿部兩側，與人體腳底的壓力傳感器協同使用，用來判斷使用者的姿態情況。根據反饋信息來實時確定旋轉舵機的轉速和轉角。整體采用閉環控制系統，提高了控制系統的靈敏度與智能化程度。

藍牙傳輸模塊選用HC-06藍牙（如圖12）芯片，其使用距離可達30～40 m，兼容性良好，經測試可以Arduino完美連接，藍牙通信負責進行上下位機系統之間的數據傳輸[5]，它將開發板與APP聯結起來，將控制信號從手機傳到Arduino芯片，或者將傳感器的反饋信息傳回APP。其具體實現過程如圖13所示。

圖11 傳感器模塊示意圖

圖12 藍牙模塊示意圖

圖13 控制模塊工作框圖

3.2 軟件設計

在使用者穿戴本裝置行走時，JY901姿態角度傳感器實時獲取人體的姿態信息，并與設定值比較以確定舵機的轉動模式，初始時左舵機帶動左腿轉動，當左腳著地后，左腳壓力大于設定值且姿態傳感器檢測到歐拉角為正值時，左舵機復位，同時右舵機反向轉動，以實現身體前傾。當右腳離開地面后，右腳壓力小于設定值且歐拉角為負值時，右舵機復位，至此完成左腿的邁步動作，右腿的邁步動作同理。這些步驟的具體過程均由在Arduino開發板內已經編寫好的程序實現。

同時通過手機內下載APP的方式可以將實時運動控制信息反饋到用戶端，未來可以開發小程序，精簡程序內容，讓其終端服務更加合理完善。

4 結 語

本文設計的人體起坐支撐的外骨骼裝置，實現了助力行走、站立支撐、輔助起坐等多種功能，助力裝置采用簡單芯片控制，成本可控，方式多樣。所展示的兩種外骨骼輔助起坐結構均有較好的應用潛力，在實際生產中可以實現。整體裝置具有便攜、輕巧、節能、高效、低成本等諸多優勢。通過巧妙的連桿結構幫助坐立，通過傳感器使裝置的可靠性大大提升。這套裝置大大減輕了使用者的行走負擔，同時提高了人們的生活質量，符合目前市場需求，應用前景十分廣闊。