CN114248257A

CN114248257A - 线缆驱动的人体下肢运动辅助装置

Info

Publication number: CN114248257A
Application number: CN202210018124.7A
Authority: CN
Inventors: 喻豪勇; 钟斌
Original assignee: National University of Singapore
Current assignee: National University of Singapore
Priority date: 2021-04-05
Filing date: 2022-01-07
Publication date: 2022-03-29
Also published as: WO2022216227A1

Abstract

本发明提供一种辅助使用者下肢运动的运动辅助装置，其包括背包和下肢组件。背包内包含控制模块和驱动源。该背包在使用中的附接到使用者。下肢组件被配置为穿戴在使用者的下肢上。下肢组件包括两个旋转接头构件，用于辅助使用者下肢的至少一个关节，每个旋转接头构件布置成与使用者的被辅助关节对齐且旋转一致。两个旋转接头构件通过线缆连接到驱动源。控制模块用以控制驱动源施加一辅助力，且该辅助力通过线缆传递至各旋转接头构件。

Description

线缆驱动的人体下肢运动辅助装置

技术领域

本发明涉及一种运动辅助装置，尤其涉及一种线缆驱动的人体下肢运动辅助装置。

背景技术

本文中的陈述仅提供与本公开相关的背景信息，并不一定构成现有技术。一般而言，用于辅助运动障碍者的下肢运动的线缆驱动的辅助装置，根据其使用的位置(关节部位)，大致可分为两种类型：1)配置为辅助单下肢关节的装置，例如，踝关节辅助装置、膝关节辅助装置，均可为膝关节屈伸动作提供辅助和支撑；2)配置为辅助多关节的装置，即，髋关节、膝关节和踝关节中的两个或多个进行辅助。目前的运动辅助装置要么以单关节辅助模式运行，要么以多关节辅助模式运行。这些辅助装置大多是单边配置的，并且必须非常牢固的安装在使用者的肢体上以确保力传递过程的稳定性。

发明内容

本公开的方面涉及一种线缆驱动的人体下肢运动辅助装置。本公开的附加方面将在随后的描述中部分地阐明，部分将从描述中显而易见，或者可以通过本公开的实践而获悉。

根据本发明的一方面，提供了一种辅助使用者下肢运动的运动辅助装置，其包括壳体和下肢组件。壳体内包含控制模块和驱动源的壳体，该壳体在使用时附接到所述使用者。下肢组件被配置穿戴在使用者的下肢上，该下肢组件包括两个旋转接头构件，用于辅助下肢的至少一个关节，其中每个旋转接头构件与所辅助的关节对齐且旋转一致，两个旋转接头构件通过线缆连接到驱动源。其中，控制模块被配置为控制驱动源施加一辅助力，该辅助力通过线缆传递至各旋转接头构件。

在一实施例中，壳体是背包。

在一实施例中，下肢组件进一步包括与两个旋转接头构件相对应的两个枢轴接头构件，两个旋转接头构件和两个枢轴接头构件分别设置在所辅助的关节相对的两侧并与所辅助的关节彼此对齐且旋转一致。

在一实施例中，通过将旋转接头构件和对应的枢轴接头构件的旋转轴线与所辅助的关节的旋转轴线对准来实现与所辅助的关节的一致旋转。

在一实施例中，下肢组件为碳纤维制作而成的下肢外骨骼，其被配置为单侧穿戴在使用者的下肢上并提供辅助。

在一实施例中，下肢外骨骼进一步包括腰部固定结构，其被配置为将下肢外骨骼固定于使用者的腰部。

在一实施例中，腰部固定结构包括腰带调节单元，通过腰带调节单元能够调节腰部固定结构的长度。

在一实施例中，下肢外骨骼进一步包括固定在下肢的股骨和小腿区域的膝关节框架，设置在膝关节框架上的旋转接头构件被配置为辅助膝关节的旋转。

在一实施例中，下肢外骨骼进一步包括固定在下肢的小腿和足部区域的踝关节框架，设置在踝关节框架上的旋转接头构件被配置为辅助踝关节的旋转。

在一实施例中，下肢外骨骼进一步包括被配置为附接到使用者足部的足部支撑结构，其枢接于踝关节框架。

在一实施例中，还包括一个或多个传感器，其被配置为检测与各个所辅助的关节的运动有关的运动信息，并且其中与一个或多个传感器通信的控制模块被配置为根据运动信息控制驱动源。

在一实施例中，两个旋转接头构件中的至少一个包括：检测运动信息的角度传感器；和引导旋转接头构件的旋转运动的轴-轴承-滑轮结构，其中线缆缠绕在轴-轴承-滑轮结构的滑轮上以将辅助力传递到旋转接头构件。

在一实施例中，线缆包括线缆护套和内线缆，内线缆能够滑动地容纳在线缆护套中，内线缆的相对端分别连接到滑轮和驱动源。

在一实施例中，内线缆包括尼龙线、钢丝或其他柔性线。

在一实施例中，线缆为钢丝和尼龙线缆的组合，线缆的端部设有用于预紧线缆的空心螺钉。

在一实施例中，膝关节框架通过连接带与被配置为将下肢外骨骼固定于使用者的腰部的腰部固定结构柔性连接。

在一实施例中，驱动源包括由驱动滚珠丝杠组的无刷直流电机构成的致动器，其中设置有绝对编码器以检测电机的位置。

根据本公开的另一方面，提供了一种用于辅助使用者下肢运动的运动辅助装置，其包括包含驱动控制系统的背包组件和配置为穿戴在使用者下肢的下肢外骨骼。该背包组件在使用时附接到使用者。该下肢外骨骼包括被配置为固定在下肢的股骨和小腿区域的膝关节框架和被配置为固定在下肢的小腿和足部区域的踝关节框架。该膝关节框架包括第一旋转接头构件，第一旋转接头构件与使用者的膝关节对齐且旋转一致；该踝关节框架包括第二旋转接头构件，第二旋转接头构件与使用者的踝关节对齐且旋转一致；其中，该驱动控制系统被配置为控制并施加辅助力以分别通过线缆驱动第一旋转接头构件和第二旋转接头构件以辅助使用者的膝关节和/或踝关节的旋转。

在一实施例中，驱动控制系统进一步包括：线性串联弹性致动器和控制模块。线性串联弹性致动器通过线缆连接至第一旋转接头构件和第二旋转接头构件。控制模块与设置在膝关节框架和/或踝关节框架上的一个或多个传感器通信，并且被配置为根据由一个或多个传感器检测到的使用者的膝关节和踝关节的运动信息来控制线性串联弹性致动器，施加辅助力以辅助使用者的膝关节或踝关节的旋转，并且其中辅助力通过线缆传递到第一旋转接头构件和/或第二旋转接头构件。

在一实施例中，膝关节框架进一步包括与第一旋转接头构件相对应的第一枢轴接头构件，第一旋转接头构件和第一枢轴接头构件分别设置在使用者的膝关节相对的两侧并与所辅助膝关节对齐且旋转一致；并且踝关节框架进一步包括与第二旋转接头构件相对应的第二枢转接头构件，第二旋转接头构件第二枢转接头构件分别设置在使用者的踝关节相对的两侧并与所辅助踝关节对齐且旋转一致；通过将第一旋转接头构件或第二旋转接头构件的旋转轴线与各自所辅助的关节的旋转轴线对准来实现与所辅助的关节的一致旋转。

在一实施例中，下肢外骨骼进一步包括被配置为附接到使用者的足部的足部支撑结构。

在一实施例中，踝关节框架和膝关节框架枢接，足部支撑结构与踝关节框架枢接。

在一实施例中，第一旋转接头构件和第二旋转接头构件中的每一个包括：检测运动信息的角度传感器；和引导旋转接头构件的旋转运动的轴-轴承-滑轮结构。其中，线缆缠绕在轴-轴承-滑轮结构的滑轮上以将辅助力传递到旋转接头构件。

在一实施例中，线缆包括线缆护套和能够滑动地容纳在线缆护套中的内线缆，内线缆的相对端分别连接到滑轮和驱动源。

在一实施例中，内线缆包括尼龙线、钢丝或其他柔性线。

在一实施例中，线性串联弹性致动器包括驱动滚珠丝杠组的无刷直流电机，并且其中，绝对编码器被提供以检测电机的位置。

本发明公开的运动辅助装置具有双侧框架结构，因此力的传递可以更加稳定和顺畅。辅助力通过线缆驱动的机构进行传递，不受人体髋关节的约束，并且该线缆驱动的机构能够使得驱动系统与下肢外骨骼分离设置。该下肢外骨骼的旋转关节被布置为与人体各关节对齐旋转。该腰部固定结构和下肢外骨骼可进行调节以适应不同体型的使用者。此外，本申请的下肢外骨骼可以重新配置以单独辅助踝关节和膝关节或同时辅助踝关节和膝关节。该驱动控制系统嵌入紧凑的背包中，从而减轻了使用者的负担，使使用者能够自由地行走。

附图说明

当结合以下对各种实施例和附图的详细描述进行考虑时，本公开的这些和其他方面、特征和优点将变得更容易理解，在附图中相似的附图标记指代相似的元件，其中：

图1示出了根据本公开实施例的运动辅助装置的立体图；

图2示出了根据本公开实施例的穿戴在使用者受损肢体上的运动辅助装置的立体图；

图3示出了根据本公开实施例的穿戴在使用者受损肢体上的运动辅助装置的主视图；

图4示出了根据本公开实施例的运动辅助装置的膝关节框架的立体图；

图5示意性地示出了根据本公开实施例的膝关节框架在矢状面的屈曲或伸展运动；

图6示出了根据本公开实施例的运动辅助装置的踝关节框架的立体图；

图7示意性地示出了根据本公开实施例的踝关节框架在矢状面中的跖屈或背屈运动；

图8示出了根据本公开实施例的运动辅助装置的背包组件；

图9示出了根据本公开示例实施例的线缆驱动的膝-踝-足外骨骼的硬件实施方式；

图10示出了根据本公开示例实施例的线性串联弹性致动器的建模和实施的PD控制方案；

图11示出了根据图9和图10所示的示例实施例，不同信号下的力跟踪性能：(A)0.5Hz处的方波信号；(B)0.5Hz情况下的线性调频信号；(C)5Hz情况下的线性调频脉冲信号；

图12示出了根据图9和图10中所示的示例实施例的线性串联弹性致动器(串联弹性致动器)的频率响应；

图13示出了实验过程和性能，包括(A)膝关节的力跟踪性能；(B)根据示例实施例的膝关节和踝关节两者的零阻抗控制的性能；和

图14示出了根据图11所示的示例实施例的步态检测结果，(A)检测到的步态事件；(B)踝关节角速度的标准值；(C)收集的小腿和踝关节的角度值。这些数据是在健康参与者(172cm，65kg)以3km/h速度在跑步机行走下收集的。

具体实施方式

在转向详细示出某些示例性实施例的附图之前，应当理解，本公开不限于在说明书中阐述或在附图中示出的细节或方法。还应当理解，这里使用的术语仅用于描述的目的，不应被视为限制。

如本文所用，单数形式“一”、“一个”和“该/所述”也旨在包括复数形式，除非上下文另有明确指示。还将理解的是，当在本说明书中使用时，术语“包括”和/或“包含”表明了所述特征、整数、步骤、操作、元素和/或组件的存在，但不排除存在或添加有一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元素组件和/或它们的组合。

如本文所用，术语“长度”、“宽度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“垂直”、“水平”、“顶部”、“底”、“内”、“外”等方向或位置关系基于附图所示的位置或位置关系，仅是为了便于说明本发明实施例和简化描述，而非表明或暗示所指的装置或元件必须具有特定的取向，以特定的取向进行配置和操作，因此不能理解为对本公开实施例的限制。

在本公开的实施例中，除非另有明确说明和定义，术语“安装”、“接触/附接”、“连接/联接”、“固定”等术语应当被广义地理解。例如，它可以是固定连接或可拆卸连接，也可以是一体连接；它可以是机械连接或电气连接；它可以是直接连接，也可以是通过中间媒介间接连接；可以是两个组件之间的内部通信，也可以是两个组件之间的交互关系。本领域普通技术人员可以根据具体情况来理解本发明实施例中上述术语的具体含义。

所公开的装置和方法的一个或多个实施例的详细描述在本文中通过示例而非限制的方式参考附图给出。

参考图1，其示出了根据本公开的一示例实施例的运动辅助装置的立体图。在此公开的运动辅助装置包括下肢组件，该下肢组件被配置为穿戴在使用者的下肢上。下肢组件包括膝关节框架1和踝关节框架2，分别为使用者的膝关节和踝关节提供辅助和支撑。在本实施例中，用于辅助下肢的膝关节框架1和踝关节框架2分别包括旋转接头构件3a、3b，其中踝关节框架2可通过旋转接头构件3a枢接于膝关节框架1。下肢组件还可包括被配置为附接到使用者的足部的足部支撑结构。足部支撑结构可以通过旋转接头构件3b枢转地连接到踝关节框架2。膝关节框架1可以通过柔性连接带4与腰部固定结构5连接。腰部固定结构5可以由柔性材料构成，从而可以紧密且灵活地贴附于使用者的腰部。需要说明的是，在本申请的实施例中的下肢组件可为碳纤维制作而成的下肢外骨骼，下肢组件可以穿戴在左下肢上也可以穿戴在右下肢上，在某些实施例中，运动辅助装置可以包括分别穿戴在右下肢和左下肢上的两个下肢组件，以辅助使用者的双下肢运动。在本实施例中，下肢外骨骼的旋转接头构件3a、3b与所辅助的关节对齐且旋转一致，该旋转接头构件的设置使得可以通过线缆机构传递辅助力，而不会对人体髋关节产生约束。通过这种方式，致动系统可以与下肢外骨骼分离。

运动辅助装置还包括一壳体，该壳体在使用中附接到使用者。在本实施例中，壳体可以为背包9。背包9中包含用于控制运动辅助装置的运动的控制模块和用于向旋转接头构件3a和3b提供驱动力的驱动源。在实施例中，可在旋转接头构件3a和3b上设置一个或多个传感器，用于检测使用者下肢的运动信息。控制单元被配置为，基于一个或多个传感器检测到的运动信息，来控制旋转接头构件3a和3b的运动，从而驱动踝关节框架2和足部支撑结构进行伴随动作。在一些实施例中，背包9可以被配置为通过背带6附接到使用者的背部。背包9还通过一个或多个连接带8连接到腰部固定结构5。在示例性实施例中，腰部固定结构设置有腰带调节单元，通过该腰带调节单元可以调节腰部固定结构的长度，从而可以适应不同体型的使用者。应当理解，下肢组件也可以设置成可调节的，以适应不同体型的使用者。

运动辅助装置包括线缆，该线缆由内线缆和线缆护套组成。仍参考图1，在一实施例中，内线缆721、722的一端连接到旋转接头构件3a中的滑轮并缠绕在滑轮上，而另一端连接到驱动源。踝关节框架2可以基于内线缆721、722的收缩和伸展围绕旋转接头构件3a枢转。内线缆721、722分别可滑动地容纳在线缆护套701、702中。通过使用线缆护套，可以对路径进行布线。线缆护套721、722可以分别通过线缆插头711、712固定在膝关节框架1上。在一个示例性实施例中，当内线缆722通过驱动源收缩时，其带动旋转接头构件3a中的滑轮旋转，从而驱动踝关节框架2绕旋转接头构件3a沿伸膝方向枢转。同理，当内线缆721通过驱动源收缩时，也带动旋转接头构件3a内的滑轮转动，进而带动踝关节框架2绕旋转接头构件3a沿屈膝方向枢转。

在一实施例中，还可以设置内线缆723、724，其一端连接并缠绕在旋转接头构件3b中的滑轮上，而另一端连接到驱动源。足部支撑结构可基于内线缆723、724的收缩和伸展围绕旋转接头构件3b上枢转。内线缆723、724分别可滑动地容纳在线缆护套703、704中。通过使用线缆护套，可以对路径进行布线。线缆护套703、704可以分别通过线缆插头713、714固定在踝关节框架2上。在一个示例性实施例中，当内线缆723通过驱动源收缩时，带动旋转接头构件3b中的滑轮旋转，从而驱动足部支撑结构绕旋转接头构件3b沿脚踝跖屈方向枢转。同理，当内线缆724通过驱动源收缩时，也带动旋转接头构件3a中的滑轮转动，进而带动足部支撑结构绕旋转接头构件3b沿脚踝背屈方向枢转。应当理解，在此提及的线缆可包括任何柔性线材，例如尼龙线或钢丝等。或者线缆可以是钢丝和尼龙的组合。在一些实施例中，可以在线缆端部设置空心螺钉，以便在应用于不同对象时预紧线缆。

在一实施例中，可以提供与膝关节框架1连接的第一固定构件10。第一固定构件10被配置为将膝关节框架1安装在使用者的股骨区域上。在一实施例中，可以提供与踝关节框架2连接的第二固定构件11。第二固定构件11被配置为将踝关节框架2安装在使用者的小腿区域上。踝关节框架2包括多个连杆，从而当使用者穿戴运动辅助装置时，踝关节框架2可沿使用者腿部的长度方向伸展以适应不同体型的使用者。在本申请的实施例中，通过线缆驱动机构传递辅助力而不受人体髋关节约束。模块化外骨骼可以根据需要重新配置，以单独辅助踝关节和膝关节，或同时辅助两个关节。

参考图2和图3，分别示出了根据本公开的示例实施例的穿戴在使用者的受损下肢上的运动辅助装置的立体图和前视图。在本实施例中，下肢外骨骼可以穿戴在使用者下肢的任一侧。

下面将结合附图对根据本公开实施例的膝关节框架1和踝关节框架2作进一步详细说明。

图4示出了根据本公开的示例实施例的运动辅助装置的膝关节框架的立体图。图5示意性地示出了根据本公开的示例实施例的膝关节框架在矢状平面的屈曲或伸展运动。在一示例性实施例中，膝关节框架1可绕旋转接头构件3a主动枢转以在膝关节处提供帮助，从而辅助穿戴膝关节框架1的使用者在屈曲或伸展方向上的运动。在该实施例中，膝关节框架1可以包括第一膝板101、第二膝板106、第三膝板104和第四膝板108。第一和第二膝板101、106通过连接带4连接到腰部固定结构5。第三和第四膝板104、108分别连接到踝关节框架2。第一和第二膝板101、106的上端通过刚性弯曲构件105在横向于使用者腿部的方向上连接。刚性弯曲构件105，结合带固定元件110a、110b和第一固定构件10，使得膝关节框架1能够安装在使用者的股骨区域上。第三和第四膝板104、108的上端通过刚性弯曲构件109在横向于使用者腿部的方向上连接。刚性弯曲构件109结合带固定元件110c、110d和第二固定构件11，使得膝关节框架1能够安装在使用者的小腿区域上。旋转接头构件3a可以包括角度传感器301、接头板302、轴303、轴承304、两个空转轮305a、305b、滑轮306和垫圈结构307。线缆721、722可缠绕在滑轮306上。通过将具有垫圈结构307的接头板302连接到第一膝板101，旋转接头构件3a固定在第一膝板101上。第三膝板104连接到滑轮306。安装在接头板302上的角度传感器301用于检测使用者膝关节的运动信息，角度传感器301检测到的运动信息可以传输给控制模块。控制模块用于根据检测到的运动信息控制驱动源的运动，例如收缩或释放线缆721、722，进而控制旋转接头构件3a的运动，从而辅助踝关节框架2进行伴随动作。

在一实施例中，第一膝板101的下端通过旋转连接件3a连接到第三膝板104的上端，第二膝板106s的下端通过枢转接头构件107连接到第四膝板108的上端。因此，第三膝板104和第四膝板108可以分别绕旋转接头构件3a和枢转接头构件107枢转，从而使踝关节框架2能够在相应地转动，其中旋转接头构件3a和枢转接头构件107对齐。

在一实施例中，第一膝板101设有线缆端座102，线缆护套701、702分别通过线缆插头711、712固定在线缆端座102上。在一实施例中，第一膝板101还具有加固膝板103，以加固膝关节框架1。

图6示出根据本公开的示例实施例的运动辅助装置的踝关节框架的立体图。图7示意性地示出了根据本公开的示例性实施例的踝关节框架在矢状平面中的跖屈或背屈运动。在一示例性实施例中，踝关节框架2可以绕旋转接头构件3b主动枢转，从而辅助穿戴踝关节框架2的使用者的小腿和脚踝进行跖屈或背屈运动。在该实施例中，踝关节框架2可以包括第一踝板201a、201b、第二踝板206、第三踝板203和第四踝板208。第一和第二踝板201a、201b、206分别联接到膝关节框架1。第三和第四踝板203、208分别连接到足部支撑结构210。第一踝板201b和第二踝板206的上端通过刚性弯曲构件109在横向于使用者的小腿的方向上连接。第三踝板203和第四踝板208的上端通过刚性弯曲构件205在横向于使用者的小腿的方向上连接。刚性弯曲构件109、205结合带固定元件110c、110d、212a、212b和两个第二固定构件11，使得踝关节框架2能够安装在使用者的小腿区域上。旋转接头构件3b具有与旋转接头构件3a类似的结构，在此不再赘述。线缆723、724可缠绕在旋转接头构件3b中的滑轮上。旋转接头构件3b通过将具有垫圈结构的接头板连接到第三踝板203从而固定在第三踝板203上。此外，足部支撑结构210与旋转接头构件3b中的滑轮联接。在一些示例实施例中，踝关节中的足部支撑结构可以是鞋。

在一实施例中，第三踝板203的上端连接在第一踝板201a和201b的下端之间，第四踝板208的上端通过滑动连接件207连接到第二踝板206的下端，允许第三踝板203和第四踝板208在使用者腿部的长度方向上伸展。在一实施例中，第三踝板203的下端通过旋转接头构件3b连接到足部支撑结构210，第四踝板208的下端通过枢轴接头构件209连接到足部支撑结构210。因此，足部支撑结构210可以在旋转接头构件3b和枢轴接头构件209上枢转，从而相应地在相同方向上提供踝关节辅助，并且旋转接头构件3a和枢轴接头构件209对齐。

在一实施例中，第一踝板201设有线缆端座211，线缆护套703、704分别通过线缆插头713、714固定在线缆端座211上。在一实施例中，第一踝板201还设有加强踝板204，以加固脚踝关节框架2。在本发明的实施例中的双侧框架结构使得力的传递更加稳定和顺畅。

在一些示例实施例中，运动辅助装置还可以包括髋关节辅助机构。

在一些示例实施例中，连接带可以被配置为具有万向接头的支架，当设备处于安装状态时，该万向接头与穿戴者的髋关节对齐，连接下肢外骨骼和腰部固定结构。

参考图8，示出了根据本公开示例实施例的运动辅助装置的背包组件。如前所述，背包9可通过柔性背带6固定在使用者的背部，背包9还通过连接带8紧密灵活地连接到腰部固定结构5。在一示例性实施例中，背包9中的背包组件可包括底板901和保护外壳906。底板1上设置有控制模块，其包括驱动单元903、控制单元904和电池905。基板1还设置有驱动源902。驱动源902可以包括内嵌的致动器，例如线性致动器、直流电机或液压致动器或任何其他力可控的致动器，在此不作限定。控制模块与设置在膝关节框架和/或踝关节框架上的一个或多个传感器通信，例如安装在旋转接头构件3a或/和旋转接头构件3b的如上所述的角度传感器。一个或多个传感器被配置为检测使用者下肢的运动信息。控制单元904用于根据检测到的运动信息产生并提供控制信号给驱动单元903，以控制驱动源902施加驱动力，从而辅助使用者的膝关节运动，踝关节运动和/或双关节运动。电池905被配置为向驱动控制系统供电。需要说明的是，运动辅助装置可辅助使用者依次完成膝关节运动、踝关节运动和双关节运动三种运动。此外，可以预见，运动辅助装置还可在单关节辅助模式下操作，单独为膝关节或踝关节提供辅助。

仍然参考图8，线缆护套701、702、703和704分别使用线缆插头731、732、733和744连接到驱动源902。内线缆721、722、723和724直接连接到嵌入在驱动源902中的致动器。保护外壳906被提供以保护驱动控制系统。在一些示例实施例中，基于线缆驱动的力传递机构的内线缆可以是任何柔性线材，例如尼龙线材或钢丝等。

在各个实施例中，本公开提供的可穿戴式运动辅助装置具有紧凑的串联弹性致动器和鲍登线缆驱动机构，有助于系统的便携和轻量化。本发明提供的能够辅助使用者受损下肢的运动辅助装置，可在单关节辅助模式或多关节辅助模式下操作。运动辅助装置采用双侧框架结构，使力的传递更平稳、更顺畅。辅助力通过线缆驱动机构传递，不受人体髋关节的约束，使致动系统与下肢外骨骼分离。下肢外骨骼的关节能够与人体关节对齐且旋转一致，腰部固定结构和下肢外骨骼可调节以适应不同体型的使用者。下肢外骨骼可重新配置以单独辅助踝关节和膝关节，或同时辅助两个关节。驱动控制系统嵌入紧凑的背包中，从而减轻了使用者负担，使使用者能够自由地行走。

本公开的各个示例涉及线缆驱动的膝-踝-足外骨骼。在下面的描述中，进一步介绍了包括线性串联弹性致动器的机械设计、基于惯性测量单元的步态检测、下肢外骨骼设计以及致动器的建模和控制器设计的方法。此外，还进行了线性串联弹性致动器的性能评估和人体穿戴者的验证实验。

线性串联弹性致动器设计

串联弹性致动器已被广泛应用于康复机器人技术中，以保持安全高效的人机交互。线性串联弹性致动器在人性化机器人领域的性能特点如下：与刚性致动器相比，具有低阻抗和更好的反向驱动性的内在柔顺性，出色的缓冲意外交互影响的能力，以及高的力可控性和平滑的力传播。

串联弹性致动器性能的决定性因素在于弹性元件。弹簧是最常用的弹性元件。低弹簧刚度有助于获得高保真度的力控制、低输出阻抗和低静摩擦。相比之下，高弹簧刚度有助于获得更大的力范围和带宽。因此，在开发适当的串联弹性致动器时总是会进行权衡。在设计之前，必须分析人体生物力学以选择合适的弹簧常数。以往的生物力学研究表明，步态康复过程中下肢关节所需的辅助扭矩远低于关节峰值扭矩，所需的辅助扭矩约为峰值扭矩的30％，这在以1.1m/s的步行速度行走时，针对膝关节约为6Nm，针对踝关节约为10.5Nm。因此，致动器大部分时间都在低力范围内操作，这意味着不需要强大的弹簧来开发串联弹性致动器以帮助目标患者。

串联弹性致动器用作该系统的纯粹的扭矩源。如前所述，弹簧决定了致动器的性能。之前的线性串联弹性致动器采用刚度为24N/mm的弹簧进行基于生物力学分析的低力范围控制。然而，该系统中的线缆护套会引起额外的传输摩擦，这将导致力传输减少33％～44％(其中，测试线缆护套长度：2.2m，内线缆直径：1.2mm)。因此，此处选择的弹簧具有更大的刚度40N/mm，以确保该系统中具有最大400N弹簧输出力，相当于最大14Nm输出扭矩，其能够满足上述关节辅助的要求。

在上述实施例中，便携式系统包括安装在穿戴者背部的背包，其中包含致动系统和电池、基于鲍登线缆的传动装置以及模块化的膝-踝-足外骨骼。在该实施例中，致动器由驱动滚珠丝杠组的无刷直流电机组成。提供绝对式编码器检测电机位置，滚珠丝杠螺距为2mm/rev，输出能力超过1000N，传动效率极佳(一般在90％以上)。该致动器的行程为65mm，最大输出速度为0.226m/s(相当于关节转速为7.6rad/s)。滑架设计为包含两个线性弹簧，以将压缩力传递到输出端。使用高精度线性编码器测量弹簧的挠度，然后根据胡克定律利用该信息控制相互作用力。将力控转化为位置控制是串联弹性致动器的另一个突出优势，显着提高了力控的稳定性和精度。在本实施例中，线缆为钢丝和尼龙线缆的组合。线缆端部设有空心螺钉，可用于不同对象应用时预紧线缆；为了有效地传递力，保持线缆张紧可能是必不可少的。串联弹性致动器的所有规格如表1所示。本申请提出的串联弹性致动器比具有相同的力量传递能力的现有的线性串联弹性致动器更轻。

表1.致动器规格

线缆驱动膝-踝-足外骨骼的力学设计

慢性中风后患者可能存在的下肢受损包括站立阶段踝关节跖屈减少和膝关节过伸；在摆动阶段因脚落下引起的膝关节屈曲和踝关节背屈减少，导致缓慢且代谢昂贵的病理步态。此外，还应确定几项设计原则，以满足步态辅助的内在要求和挑战：首先，可穿戴系统必须重量轻，对人体四肢产生的惯性更小，以提高其便携性并减轻代谢损害。其次，外骨骼结构应该符合人体工程学，适应一定范围的下肢长度。第三，系统不应引入额外的约束来阻碍人类的自然步行运动。

在本实施例中，整个系统由一个紧凑的背包组成，该背包被配置为包含控制器、致动系统和电源；腰带和背带配置为通过背包分布在穿戴者的腰部和背部；碳纤维制造的下肢外骨骼被配置为单侧穿戴在受损下肢上并提供帮助，并采用包括两个惯性测量单元的套件来检测实时步态相位。这款设备的总重量为5.1公斤，比许多现有便携式设备都要轻。由于线缆驱动机构，驱动系统和电源可以放置在远离穿戴者四肢的地方。在本实施例中，总质量的74％以上(3.8公斤)位于腰部以上，只有1.3公斤的附加质量位于受损下肢上。

在上述实施例中，产生的力通过基于鲍登线缆机构传递。在机器人关节上，内部线缆反向缠绕在直径为35毫米的旋转滑轮上，以帮助有屈曲或伸展缺陷的人体关节。值得注意的是，在本公开中，应用了线缆到驱动机构的组合。在串联弹性致动器的输出侧和存在小旋转半径的终端侧，使用承载能力为800N和直径2mm的高强度尼龙线缆。同时，采用直径为1.5mm的钢缆作为内线缆，以减少线缆护套引起的摩擦。双侧结构的外骨骼使产生的辅助扭矩能够更稳定地传递并消除不需要的剪切力。此外，这种双侧设计可以更好地适应异质关节缺陷，例如踝关节内翻和外翻。还具有同时辅助膝关节和踝关节的能力，或者可以重新配置为单关节外骨骼，从而扩展了其应用场景。此外，在两个模块的连接侧设计了一系列定位孔，因此适用于身高162厘米到182厘米的受试者，小腿结构的长度可以在37厘米到41厘米之间进行调节。并且根据穿戴者的最大身高(182厘米)选择了60厘米(作用在膝关节)和100厘米(作用在踝关节)的线缆护套长度。

值得注意的是，没有对人类髋关节进行辅助。由于髋关节受损，即所谓的髋关节远足，通常会增加受损腿的脚趾间隙，在膝关节和踝关节提供适当的帮助和矫正后，可以显着缓解。那么下肢外骨骼和腰带之间只用软支架连接，避免下肢外骨骼在行走时打滑。这种结构设计最大限度地减少了对没有辅助的关节的运动限制。

线缆驱动膝-踝-足外骨骼的硬件实现

如前所述，紧凑型背包被设计为包含致动系统、控制器和电源，并放置在靠近身体重心的位置，从而降低了行走过程中的能源成本。在该实施例中，致动系统由两个串联弹性致动器模块组成。每个串联弹性致动器模块都使用一个集成了电机驱动器的无刷直流电机(24V,330W)，该电机驱动器由微控制器使用模拟命令进行控制。所选择的电源是24V、3800mAh容量的锂电池。如图9所示，包括两个惯性测量单元传感器的套件RS485协议附在小腿和足部以确定步态信息。检测方法和结果将在后面介绍。然后将相应地调节力分布和辅助时间。关节角度信息还将提供基于运动范围的恢复进度的定量测量。它还可以用作反馈来调节受损腿的辅助扭矩。

串联弹性致动器的建模和控制器设计

图10显示了串联弹性致动器系统的模型和控制器。串联弹性致动器被建模为利用平移元件(弹簧和阻尼)将旋转运动转换为等效的平移运动的系统。

在该模型中，F_m是地面基座和总簧载质量(m₁+m₂)之间的广义电机力，其中m₁是转子和联轴器的等效质量，m₂是滚珠丝杠的等效质量。粘性反向驱动阻尼bm由传动摩擦和电机摩擦产生。具有刚度(k)的弹簧将输出力(F_k)传递给负载质量(m₃)，滚珠丝杠和弹簧支撑机构之间会产生粘性摩擦(b_k)。x₁和x₂分别是电机和负载质量的位置。簧载质量包含来自电机的力的总和(Fm＝c·u，其中c表示电机扭矩常数，u表示电机的输入电流)、弹簧(F_k＝k·Δx)和粘性摩擦力(F_b)。因此，根据牛顿第二定律，运动方程可以表示为：

在非固定负载的情况下，线性编码器可以测量弹簧挠度(Δx＝x₁-x₂)。为了简化力控制器的设计，假设负载侧是固定的，这指的是实际应用中的高输出阻抗配置。然后，

因此，方程(1)可以改写为：

最后，经过拉普拉斯变换后F_k和u之间的传递函数可以由下式给出：

力动力学可以表述为二阶线性模型。对于串联弹性致动器的力控制，根据线性动力学模型设计了PD控制器，其控制方案如图10所示。

PD控制器表示为：u＝k_p+k_ds具有增益k_p和k_d。因此，闭环动力学可以推导出为：

然后可以使用零极点分配方法轻松调节控制性能。

根据上述示例性实施例，下面进一步展示了具有固定负载端的串联弹性致动器的测试结果以及外骨骼穿戴在人类使用者上的验证实验。

串联弹性致动器的特征

系统识别：在进行力控制之前，必须对力的动态特性进行识别。通过发送与频率为0.5到20Hz的啁啾信号相关的电流命令，可以激发串联弹性致动器的主要特性。利用MATLAB的系统辨识工具箱，可以得到辨识出的线性模型如下：

然后相应地调节PD控制参数，其中k_p＝0.2，k_d＝0.1。

力控制性能：准确的力传递是外骨骼设计和目标患者辅助控制的关键因素。为了评估所提出的PD控制器的有效性，通过对0.5Hz的方波信号和频率范围为0.5至5Hz的啁啾信号的力跟踪来评估力控制性能。对于线性调频和方波信号，力轨迹的幅值分别为90N和50N。

图11A表明串联弹性致动器可以快速跟踪平方期望力，其特点是上升时间短、稳态误差小、收敛速度快。图11B和图11C显示了特别是在0.5Hz和5Hz情况下的线性调频的力跟踪结果。当频率为0.5Hz时，最大跟踪误差为3％，根据胡克定律计算出的实际力的均方根误差(RMSE)为0.855N。当频率增加到5Hz时，可以得到跟踪误差以8％的最大值(RSME：3.11N)增长，但跟踪误差在没有相位滞后的情况下仍然可以接受。这些结果表明与其他线性串联弹性致动器设计相比具有可比的力保真度。此外，根据临床步态分析数据库，正常行走时人体关节的旋转频率不超过2Hz，这意味着本申请的串联弹性致动器可以精确地传递用于行走辅助的力。

频率响应：为了评估串联弹性致动器的力控制带宽，其被控制以跟踪频率范围为0.5到20Hz且力幅为90N的啁啾力。通过快速傅立叶变换分析收集的结果，以确定幅值以及期望力和实际力之间的相移。图12显示力控制带宽约为8.5Hz。

初步的人类使用者实验

在穿戴者(172cm,65kg)身上进行的实验对于评估线缆驱动的膝-踝-足外骨骼在涉及人为因素时在辅助关节上提供所需的力轨迹的能力可能也是必要的。实验过程如图13顶部所示。

回路的力控制性能：在实验中，采用正弦信号作为所需的力参考轨迹。跟踪性能仅在膝关节上进行测试，振幅为50N，频率为1Hz。要求穿戴者跟随外骨骼产生的力进行摆动运动。图13A显示了力跟踪性能。最大跟踪误差为7.8％(RSME:0.9385N)，其与控制回路中不涉及人为因素的力跟踪结果相比，比例更大。造成这种情况的主要原因有两个：一是人为运动引起的额外不确定性和干扰；二是内部线缆与护套的摩擦。但是，目前的控制性能是可以接受的，可以通过更先进的控制方案进行优化。尽管如此，本申请提出的闭环控制方法仍然保持稳定，并显示出提供行走辅助的能力。

零阻抗控制：在图13所示的时域期间。穿戴者依次完成了膝关节运动、踝关节运动和双关节运动三个动作。膝关节和踝关节的最大相互作用力分别为3.28N(RSME:0.945N)和6.50N(RSME:1.145N)。结果表明，在运动过程中，穿戴者几乎没有任何限制。

步态检测

准确的步态事件识别对于准确生成辅助力具有重要意义。由于该装置是单侧穿戴在受损腿上。因此，在本申请的实践方式中，所有的关键步态事件都是根据轻度瘫痪的腿来定义的。该控制器旨在区分四种典型的步态事件，包括脚休息(FT，步态事件值＝1)，脚跟离地(HO，步态事件值＝2)，脚趾离地(TO，步态事件值＝3)，以及初始接触(IC，步态事件值＝4)。它采用基于阈值的方法，该方法使用足部加速度和角速率并适应受试者的步态速度。在该方法中，使用了角速度ω(t)∈R3的测量值和实时角度值Angle(t)。HO事件在整个步态周期中很重要，因为在检测到HO事件时提供所需的帮助。行走过程中，角速度||ω(t)||₂∈R≥0的范数向量值对ω的变化极为敏感，尤其是在踝关节上。因此，设置阈值(在本研究中阈值＝2，如图14B所示)，以区分FT和HO阶段。当信号值连续低于阈值至少nff∈N>0(设置为3)个样本时，则将其归类为FT阶段。与此相反，则为HO阶段。这可以从图14中的角度曲线获得。关节角的波峰和波谷分别对应于IC阶段和TO阶段。然后将采用这些阶段之间的持续时间来调节力分布函数，例如S型(Sigmoid)或高斯函数。如图14A所示，所有定义的步态事件都可以被正确地检测到。

在上述实验中，对力跟踪性能进行了测试，结果表明串联弹性致动器的力保真度很高，力控制带宽为8.5Hz。作为一项可行性测试，还进行了人体穿戴步行实验，所获得的结果支持本申请提出的线缆驱动膝-踝-足外骨骼在有用的步行辅助和结合更先进的控制策略方面的潜力。外骨骼经过改进的机械配置符合人体工程学，可避免打滑，使用紧带确保稳定的扭矩传输。紧凑的线性串联弹性致动器旨在实现良好的力控制性能和机械顺应性，并具有高重复性。本申请提出的便携式且可重新配置的线缆驱动膝-踝-足外骨骼装置，具有巨大的临床步行辅助潜力，可用于具有残余行走能力的中风后患者。

应当注意，如本文用于描述各种实施例的术语“示例性”及其变体旨在表明此类实施例是可能实施例的可能示例、代表或说明(并且此类术语并不旨在暗示这样的实施例必然是非同寻常或最优选的例子)。还应注意，本文所用的术语“大约”和“基本上”旨在具有广泛的含义，与本公开主题所涉及的本领域普通技术人员的普遍和接受的用法一致。

此处使用的术语“或”以其包含的意义(而非排他的意义)使用，因此当用于连接元素列表时，术语“或”表示在列表中的一个、部分或全部元素。除非另外特别说明，诸如短语“X、Y和Z中的至少一个”被理解为表达元素可以是X、Y、Z；X和Y；X和Z；Y和Z；或X、Y和Z(即X、Y和Z的任意组合)。因此，除非另有说明，否则这样的连词一般不旨在暗示某些实施例需要至少一个X、至少一个Y和至少一个Z各自存在。

尽管已经参考示例性实施例或多个实施例描述了本公开，但是本领域技术人员将理解，在不脱离本公开的范围的情况下，可以做出各种改变并且可以用等同物替代其元素。此外，在不脱离本公开的本质范围的情况下，可以进行许多修改以使特定情况或材料适应本公开的教导。因此，本公开不限于作为预期用于执行本公开的最佳方案而公开的特定实施例，而是本公开将包括落入权利要求范围内的所有实施例。

Claims

1.一种辅助使用者下肢运动的运动辅助装置，包括：

包含控制模块和驱动源的壳体，所述壳体在使用时附接到所述使用者；和

被配置为穿戴在所述使用者的所述下肢上的下肢组件，所述下肢组件包括两个旋转接头构件，用于辅助所述下肢的至少一个关节，其中每个所述旋转接头构件与所辅助的关节对齐且旋转一致，两个旋转接头构件通过线缆连接到所述驱动源，其中，所述控制模块被配置为控制所述驱动源施加一辅助力，所述辅助力通过所述线缆传递至各旋转接头构件。

2.根据权利要求1所述的运动辅助装置，其中，所述壳体是背包。

3.根据权利要求1所述的运动辅助装置，其中，所述下肢组件进一步包括与所述两个旋转接头构件相对应的两个枢轴接头构件，所述两个旋转接头构件和所述两个枢轴接头构件分别设置在所辅助的关节相对的两侧并与所辅助的关节彼此对齐且旋转一致。

4.根据权利要求3所述的运动辅助装置，其中，通过将所述旋转接头构件和对应的枢轴接头构件的旋转轴线与所辅助的关节的旋转轴线对准来实现与所辅助的关节的一致旋转。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述下肢组件为碳纤维制作而成的下肢外骨骼，所述下肢外骨骼被配置为单侧穿戴在使用者的下肢上并提供辅助。

6.根据权利要求5所述的运动辅助装置，其中，所述下肢外骨骼进一步包括腰部固定结构，所述腰部固定结构被配置为将所述下肢外骨骼固定于所述使用者的腰部。

7.根据权利要求6所述的运动辅助装置，其中，所述腰部固定结构包括腰带调节单元，通过所述腰带调节单元能够调节所述腰部固定结构的长度。

8.根据权利要求5所述的运动辅助装置，其中，所述下肢外骨骼进一步包括固定在所述下肢的股骨和小腿区域的膝关节框架，设置在所述膝关节框架上的旋转接头构件被配置为辅助膝关节的旋转。

9.根据权利要求5所述的运动辅助装置，其中，所述下肢外骨骼进一步包括固定在所述下肢的小腿和足部区域的踝关节框架，设置在所述踝关节框架上的旋转接头构件被配置为辅助踝关节的旋转。

10.根据权利要求9所述的运动辅助装置，其中，所述下肢外骨骼进一步包括被配置为附接到所述使用者足部的足部支撑结构，所述足部支撑结构枢接于所述踝关节框架。

11.根据权利要求1至4中任一项所述的运动辅助装置，进一步包括一个或多个传感器，所述一个或多个传感器被配置为检测与各个所辅助的关节的运动有关的运动信息，并且其中与所述一个或多个传感器通信的所述控制模块被配置为根据所述运动信息控制所述驱动源。

12.根据权利要求11所述的运动辅助装置，其中，所述两个旋转接头构件中的至少一个包括：

检测所述运动信息的角度传感器；和

引导所述旋转接头构件的旋转运动的轴-轴承-滑轮结构，其中所述线缆缠绕在所述轴-轴承-滑轮结构的滑轮上以将所述辅助力传递到所述旋转接头构件。

13.根据权利要求12所述的运动辅助装置，其中，所述线缆包括线缆护套和内线缆，所述内线缆能够滑动地容纳在所述线缆护套中，所述内线缆的相对端分别连接到所述滑轮和所述驱动源。

14.根据权利要求13所述的运动辅助装置，其中，所述内线缆包括尼龙线、钢丝或其他柔性线。

15.根据权利要求1至4任一项所述的运动辅助装置，其中，所述线缆为钢丝和尼龙线缆的组合，所述线缆的端部设有用于预紧线缆的空心螺钉。

16.根据权利要求8所述的运动辅助装置，其中，所述膝关节框架通过连接带与被配置为将所述下肢外骨骼固定于所述使用者的腰部的腰部固定结构柔性连接。

17.根据权利要求1至4中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述驱动源包括由驱动滚珠丝杠组的无刷直流电机构成的致动器，所述致动器中设置有绝对编码器以检测所述电机的位置。

18.一种辅助使用者下肢运动的运动辅助装置，包括：

包括驱动控制系统的背包组件，所述背包组件在使用时附接到所述使用者；

被配置为穿戴在所述使用者的所述下肢的下肢外骨骼，所述下肢外骨骼包括：

膝关节框架，被配置为固定在所述下肢的股骨和小腿区域，所述膝关节框架包括第一旋转接头构件，所述第一旋转接头构件与所述使用者的膝关节对齐且旋转一致；和

踝关节框架，被配置为固定在所述下肢的小腿和足部区域，所述踝关节框架包括第二旋转接头构件，所述第二旋转接头构件与所述使用者的踝关节对齐且旋转一致；

其中，所述驱动控制系统被配置为控制并施加辅助力以分别通过线缆驱动所述第一旋转接头构件和所述第二旋转接头构件以辅助所述使用者的所述膝关节和/或所述踝关节的旋转。

19.根据权利要求18所述的运动辅助装置，所述驱动控制系统进一步包括：

线性串联弹性致动器，所述线性串联弹性致动器通过所述线缆连接至所述第一旋转接头构件和所述第二旋转接头构件；和

控制模块，所述控制模块与设置在所述膝关节框架和/或所述踝关节框架上的一个或多个传感器通信，并且被配置为根据由所述一个或多个传感器检测到的所述使用者的所述膝关节和所述踝关节的运动信息来控制所述线性串联弹性致动器，施加所述辅助力以辅助所述使用者的所述膝关节或所述踝关节的旋转，并且其中所述辅助力通过所述线缆传递到所述第一旋转接头构件和/或所述第二旋转接头构件。

20.根据权利要求18所述的运动辅助装置，其中，所述膝关节框架进一步包括与所述第一旋转接头构件相对应的第一枢轴接头构件，所述第一旋转接头构件和所述第一枢轴接头构件分别设置在所述使用者的膝关节相对的两侧并与所辅助膝关节对齐且旋转一致；并且

所述踝关节框架进一步包括与所述第二旋转接头构件相对应的第二枢转接头构件，所述第二旋转接头构件所述第二枢转接头构件分别设置在所述使用者的踝关节相对的两侧并与所辅助踝关节对齐且旋转一致；

通过将所述第一旋转接头构件或所述第二旋转接头构件的旋转轴线与各自所辅助的关节的旋转轴线对准来实现与所辅助的关节的一致旋转。

21.根据权利要求18至20中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述下肢外骨骼进一步包括被配置为附接到所述使用者的足部的足部支撑结构。

22.根据权利要求21所述的运动辅助装置，其中，所述踝关节框架和所述膝关节框架枢接，所述足部支撑结构与所述踝关节框架枢接。

23.根据权利要求18至20中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述第一旋转接头构件和所述第二旋转接头构件中的每一个包括：

检测所述运动信息的角度传感器；和

引导旋转接头构件的旋转运动的轴-轴承-滑轮结构，其中，所述线缆缠绕在所述轴-轴承-滑轮结构的滑轮上以将辅助力传递到所述旋转接头构件。

24.根据权利要求23所述的运动辅助装置，其中，所述线缆包括线缆护套和能够滑动地容纳在所述线缆护套中的内线缆，所述内线缆的相对端分别连接到所述滑轮和所述驱动源。

25.根据权利要求24所述的运动辅助装置，其中，所述内线缆包括尼龙线、钢丝或其他柔性线。

26.根据权利要求18至20中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述线缆为钢丝和尼龙线缆的组合，所述线缆的端部设有用于预紧所述线缆的空心螺钉。

27.根据权利要求18至20中任一项所述的运动辅助装置，其中，所述膝关节框架通过连接带与被配置为将所述下肢外骨骼固定于所述使用者的腰部的腰部固定结构柔性连接。

28.根据权利要求19所述的运动辅助装置，其中，所述线性串联弹性致动器包括驱动滚珠丝杠组的无刷直流电机，并且其中，绝对编码器被提供以检测所述电机的位置。