外骨骼技术产品方案设计报告

目录

1 概述 . ............................................................................................................................. 5 2 研制依据 . ..................................................................................................................... 5 3 引用标准 . ..................................................................................................................... 5 4 主要技术指标及产品功能 . ......................................................................................... 5 4.1 技术指标及要求 . ................................................... 5 4.2 产品功能 . ......................................................... 5 5外骨骼技术产品的总体设计 . ........................................................................................ 6 5、1 外骨骼技术产品的总体设计……………………………………………………... 5 5、2 外骨骼技术产品需求分析…………………………………………………………6 6 外骨骼技术产品的机械机构 ................................................................................................. 8 6.1外骨骼技术产品的机械活动角度范围……………………………………………6 6. 2 行走助力外骨骼的机械结构组成………………………………………………12 6. 3 行走助力外骨骼的机械总体方案……………………………………………… 14 6. 4外骨骼技术产品机械结构及驱动设计的基本要求……………………………………………………19 6.5下肢外骨骼液压驱动系统技术及碳纤维缠绕液压缸……………………23 7 外骨骼技术产品电控系统总体方案 . ....................................................................... 24 8 行走助力外骨骼的传感器系统……………………………………………………26 8. 1 足底压力信息的获取……………………………………………………………..26 8.2 传感器的选型与标定………………………………………………………………27 8.3 信号调理电路的设计………………………………………………… ………..28 8.4 Flexiforce 的布局…………………………………………………………………..29 8.5其他传感器的应用…………………………………………………………………30 9 肌电采集系统 ………………………………………………………………………………32 10数据采集与处理软件--------------------------------------------------------------------------35 11、外骨骼控制与人体步态分析系统-------------------------------------38 11.1、人体下肢运动周期……………………………………………………………….39 11.2、运动过程中各关节的相关运动大小…………………………………………….41 11.3、步态周期支撑期间地面反力对下肢关节的作用……………………………….42 11.4、步态周期的肌肉活动……………………………………………………………..42 11.5、常用步行参数……………………………………………………………………43 12、 外骨骼技术产品系统可靠性、可维护性分析………………………………… 44

13 产品检验 -------------------------------------------------------44 14 结论： . ..................................................................................................................... 45

1 概述

依据总经理布置，根据公司在自动化及军工领域的产业战略要求与市场需求，西安方元明公司对人体外骨骼及人体外骨骼技术在民用市场用途进行深入调研，书写详细的调研报告，并提出可供实际产品化的项目并项目方案论证及设计。

2 研制依据

按照国内外相关产品研究技术要求进行设计，仿洛可²马丁公司本外骨骼产品，特别是增强人体负重能力等方面的外骨骼进行课题设计，并制作初级阶段的原理样机。特别是参照国外军品外骨骼产品。

3 引用标准

GJB150-1986 军用设备环境试验方法

GJB151A-1997 军用设备和分系统电磁发射和敏感度要求 GJB1406A-2005 产品质量保证大纲要求 GJB450A-2004 装备可靠性工作通用要求 GJB1032-1990 电子产品环境应力筛选方法

4 主要技术指标及产品功能

4.1 技术指标及要求

最大负重：100千克； 自重：最大32千克； 液压驱动器；

供电：锂电池供电48V 、60V ，持续工作10小时；

行进速度：负重情况下可以达5千米/小时的速度在多种地形中行进。 机械结构件配合人体角度要求：

按照男性人体平均身高1.755m 为基准，按照以下比例确定人体各肢体长度，结构部分可以依照相应的尺寸进行尺寸设计。人体体重按照平均成年人体重75KG 设计，动力助力按照60%—75%来进行

4.2 产品功能

外骨骼技术产品能使普通人力量（负重）、速度等都会有大幅度的提高，帮助瘫痪病人直立行走。

5 外骨骼技术产品的总体设计

5.1 外骨骼技术产品的总体设计

5.1.1 实现运动平台的连续运动，伴随人体两腿走路、坐立、跑步等。设计出在不同状态下行

动时机能够和人体运动一致械装置系统。

5.1.2 能够通过机械将重力传递到地上。结构机械部分能够很好和人体协调配合（仿国外外骨

骼）。

5.1.3 通过采集人体肌电达到获得人体的运动意图并自动控制电机配合动作。

5.2 外骨骼技术产品需求分析

5.2.1外骨骼技术产品的功能要求

1）. 外骨骼技术产品组成原理、结构机械设计；本设计侧重于承重和运动，采用电动电液驱

动。动力源采用锂电池48V/60V，充满电之后要供10小时行走。

2）外骨骼技术产品电子电气的设计、软件代码编写。通过人体肌电反应出运动意图并和传

感器系统一起完成控制功能。

5.2.2 外骨骼技术产品的性能指标

高强度钢铝合金结构材料； 电液缸伺服驱动器;

人体肌电达到获得人体的意念;

阿尔泰ART2953 高分辨率多通道模拟104接口的数据采集卡 多个传感器控制系统

阿尔泰 EPC-9351 X86嵌入式主板控制软硬件平台（Windows XP, 2.5GHZ处理器） 多轴电机控制板卡（4/6轴运动控制卡）

6 外骨骼技术产品的机械机构

6.1外骨骼技术产品的机械活动角度范围

6.1.1 人体解剖学下肢骨骼构型和关节活动角度范围

人体下肢骨骼组成如下：

盆带骨(髋骨)

盆骨髋关节 大腿骨股骨 人体下肢骨骼膝关节

小腿骨踝关节 足骨腓骨

胫骨

外骨骼产品需要与人体紧密配合的，人的运动构架和骨骼构架是设计外骨骼产品的基础。肌肉通过肌键与骨骼相连, 人体运动时神经系统对肌肉发出指令进行肌肉的收缩与舒展运动, 肌健将肌肉运动产生的力传递到骨骼, 使骨骼进行摆动与旋转。另外, 肌键与关节上复杂的互相交叉的韧带组织还能限制关节与骨骼的运动, 防止人体骨骼与肌肉受到伤害。

髋关节由一个球形股骨头和盆骨的髋臼组成, 是个典型的球窝关节, 具有三个自由度, 可完成屈/伸，外展/内收，旋转及环转等多个运动。人体下肢承担了大部分载重, 其关节本身要有一定的强度和稳定性; 另外髋关节运动范围大, 关节窝很深关节囊也很紧, 同时具备牢固性和灵活性。髋关节做屈/伸运动时, 股骨头沿冠状轴在髋臼内旋转; 外展/内收运动时, 是以股骨头中心至股骨颈中线为轴线旋转的。髋关节的运动范围受到本身关节结构和肌肉韧带的限制。

膝关节主要包括股骨内，外侧踝, 胫骨内，外侧踝和髌骨, 属于滑车球状关节, 具有一个自由度, 能完成屈/伸运动。膝关节关节囊内部有多条韧带:前交叉韧带限制胫骨前移, 后交叉韧带限制胫骨后移。在膝关节屈曲后, 一般认为膝关节仅具有屈/伸自由度, 可视为一个铰链关节。

人体下肢骨骼结构图

踝关节主要由胫、腓骨下关节面, 内外踝关节面和距骨上方的滑车关节面组成, 有三个自由度, 可完成背屈/跎屈、内翻/外翻、旋内/旋外等运动。踝关节运动的方式主要取决于距骨上方的滑车关节面的形状, 其活动范围较小。以横贯距骨的水平轴为转轴, 踝关节做背屈/跎屈; 在跎屈时有轻微的内翻/外翻和旋内/旋外运动。足骨将人体负载所有的力传递到地面, 其结构由跗骨、跎骨和趾骨三部分组成。下肢助力外骨骼的研究中一般采取了两个自由度, 即背屈/跎屈和旋内/旋外自由度。

将三个关节共7个自由度的运动范围列表如下，外骨骼产品结构必须结合人体骨骼的角度范围来参考:

6.1. 2 行走助力外骨骼的关节自由度和运动角度技术要求

机械结构方面, 本外骨骼有七个自由度, 其中髋关节和踝关节各三个, 膝关节有一个。主要对髋关节、膝关节的屈/伸自由度作驱动, 其他的一些自由度上安装了弹性阻尼装置来抵消部分的人体能耗, 比如髋关节屈/伸自由度的反力矩机构, 同时增加运动的舒适性。

下肢外骨骼的最主要功能是能跟随人体行走, 这个动作主要是在矢状面上完成的, 因此应该首先满足矢状面上自由度的匹配。协行下肢外骨骼选择将髋关节的屈/伸自由度中心轴线与人体的相重合, 确保外骨骼在矢状面上与人体匹配。

另外, 在矢状面上还设计了一个反力矩机构。当人双腿支撑站立状态时, 机械腿系统屈/伸自由度被一定程度的限制, 即无法向后再伸展。向后伸展时, 以气弹簧为主要弹性元件的反力矩机构阻止了机械腿的运动; 同时向后运动的趋势将腰带向上顶起, 即将背架和负载支撑起来, 那么在人双腿支撑站立状态时, 更减小了负载对人产生的作用力, 使人穿戴起来更舒适。 （2）髋关节外展/内收自由度

下肢外骨骼外骨骼的髋关节在冠状面上与人体髋关节有一定偏差距离, 因此在髋关节进行外展/内收时会产生如图所示的误差。当人腿OA1和机械腿OA2外摆时, 产生了CB2的误差。本外骨骼将外展/内收旋转中心设置在了散关节机构后方, 将该旋转中心移动到腰带上, 使腰带与腿机构一起外展/内收, 并保持了与人体髋关节旋转中心的匹配, 消去了原来的误差。将该自由度移动其中心轴线至腰带, 在腰带上重新配置了该自由度, 而本文研究的协行下肢外骨骼采用的是用多个外展/内收自由度来共同实现的方法所示为该自由度功能实现的简易机构图, 以左腿为例:人腿外摆时外骨骼月退跟随人体外摆, 髓关节外展的同时腰带也外展, 利用这两个外展自由度来完成外骨骼机械腿系统整体的外展; 内收时外骨骼髓关节的内外摆部件被锁死, 由腰带的内收自由度来完成外骨骼机械腿系统整体的内收。这样, 通过不定的多自由度相结合, 利用腰带靛关节内外摆部件和腰带的外展/内收, 来实现

髓关节外展/内收自由度。

将外骨骼髓关节内收自由度锁死的这种设计有多个优点:首先, 外骨骼系统在冠状面的内外摆被强制地由不同关节的自由度来完成, 机械腿外摆时由内外摆部件和腰带共同完成, 在内收时则只能由腰带的内摆来完成; 第二, 当人在单腿站立状态时, 人体向外侧倾斜, 将内收自由度锁死, 使腰带与整个机械腿连结成一个刚性系统, 背架上的负载力传递效果更好; 第三, 限制内收可以防止机械腿内摆过量, 机械腿不会与人体产生碰撞, 提高了外骨骼使用安全性。

(3)髋关节水平面环旋自由度

与髋关节的外展/内收自由度相同, 由于空间位置上与人体髋关节的差异, 使该自由度会产生误差。如图所示,O1为人腿的中轴线, 也表示踝关节轴线,O1A1表示人的脚。类似的O2A2表示外骨骼的脚。当人腿旋转时, 人的脚旋转带动外骨骼脚旋转, 会产生CB2的长度误差。本外骨骼设计的第一种解决办法, 是在两条腿上方, 髋关节以下, 设置了旋转轴。但是这种办法效果并不好, 特别是在负载时未驱动自由度上的力增大的情况下。其第二种解决办法, 采用单一转轴, 将两条腿的两个旋转轴线合

二为一, 在腰带连接中心上设计了旋转轴。这样就使髋关节能整体内外旋转, 并且使腿部运动实现跟随。

将原本在大腿上的内旋外旋自由度移动到了腰带连接轴线上, 以解决重载情况时自由度运动不理想的问题。协行下肢外骨骼设计了一个管套件, 上连接腰带与摆动部件, 下连接大腿。该套管件与大腿配合, 可以调节长度以适应不同身高的使用者。管套中利用两个止推轴承限制调节杆轴向的上下移动, 并在管套内部放置一根弹簧, 利用弹簧的弹力使调节长度时可以更省力。另外该弹簧还起到自

动回复作用, 当机械腿系统内外旋时, 该弹簧的作用类似扭簧, 能产生与机械腿自身旋转相反的力, 使其回复到平衡位置。

6. 2 行走助力外骨骼的机械结构组成

行走助力外骨骼包括背架系统、机械腿系统及传感靴系统。背架系统中包含能源储备、动力源、控制系统等的配置位置, 背架系统将使用者背负的重量, 全部通过下肢连接架传递到下肢外支撑架上, 同时通过可穿在使用者身上的马甲保证下肢外支撑架结构装置与使用者的贴合, 保证行动的可靠性, 目的是让使用者感到背负装置的存在, 而感觉不到背负的重量。行走助力外骨骼利用机械外骨骼支撑本身的结构质量和负载质量、包含一系列传感器、都不需要任何操纵台或外部控制设备等。

(l)背架系统构型

背架系统除了要背负载荷, 还要安装液压系统、控制系统、电机以及电池等零部件。为了使背架的设计一体集成, 将液压系统和电机的安装平台与背架结合, 液压系统和电机直接装在背架上。安装方便, 结构紧凑。两个锂电池考虑到对人体的负载平衡性, 将它们安装在背架的两侧, 以储藏袋的形式绑缚在背架上, 满足更换和充电的方便。整个背架系统结构紧凑牢固, 电路走线和液压油管布局清晰。

(2)机械腿系统构型

机械腿系统包括腰带系统，髋关节，大小腿及驱动器, 腰带系统使用了一个扭簧, 增加腰带的弹性和回复功能; 髋关节主要是前后摆部件和内外摆部件; 驱动器采用碳纤维缠绕方法加强了液压缸的管壁强度。

(3)传感靴系统构型

传感靴系统主要包括传感靴、踝关节以及传感器。传感靴外形没有什么改变, 其尺寸相比较以前的设计更小, 鞋子的重量更轻; 踝关节包含了屈/伸和内转/外翻自由度, 一部分属于小腿, 即小腿调节杆; 传感器为悬臂十字梁结构的力传感器, 布局方式与之前设计的相同。

6. 3 行走助力外骨骼的机械总体方案

髋关节是三个关节中最易产生偏差的关节，通过利用关节运动副的外侧布置，保证髋关节

运动的对应性。将髋关节收展置于背部，并将驱动装置布置在留有空间。收展运动可以与人体同步，从而减少了设计补偿机构的复杂性。

机构构型是由 12个旋转关节组成的，单侧具有包括髋关节的屈伸、收展、旋转，膝关节的屈伸，以及踝关节屈伸和旋转 6DOF。将髋关节外展内收关节移动到了背架和腿的结合部位，在液压缸的辅助下，整个腿部与背架刚性连接，因而具有较大的承载能力。这时，外骨骼髋关节的外展内收关节旋转中心与人体髋关节外展内收关节不重合，在运动时有可能产生小量的干涉，但由于人在正常行走时，人体髋关节外展内收运动量较小（一般为7°—-1.5°）并且人腿部与外骨骼连接的绑带具有一定弹性，因而这种干涉不会造成巨大影响。该构型可保证助行机构与人体配合运动时具有良好的一致性，人体和助行机构屈伸关节的轴线同轴性较好。

将两腿髋关节和膝关节的屈伸作为主动关节运动，配备液压驱动器进行驱动。两腿其它4个关节作为被动关节，在运动时由人体带动运动，由扭簧帮助其恢复到平衡位置。简要分析助行机构的各个关节的设计，髋关节的屈伸运动和旋转运动只需要考虑空间关系和限位即可，收展关节布置在背后，轴线应与人体髋关节中心交汇。膝关节仅具有屈伸自由度，运动在矢状面内完成，由于运动幅度相比其他两个关节较大，故它是完成动作的最主要运动。踝关节的设计主要考虑空间关系，在不影响运动情况下，设计尽量紧凑。采用的是管状结构，通过紧固螺钉连接调节腿部长短，即保证适合不同身高人体的穿戴，又使人机对应关节的屈伸运动轴线同轴。外置后的助行装置外侧留有很大的空间，可以进行多种驱动的选择。

1、 背带 2、髋关节屈伸液压缸 3、髋关节外展内收关节 4、被动关节扭簧 5、髋关节屈伸关节6、

髋关节旋内旋外关节 7、膝关节屈伸驱动液压缸 8、膝关节屈伸关节 9、踝关节背屈关节 10、踝关节内外翻关节

6. 3．1各杆件及杆长

下肢助行机构杆长的设计要与人体的下肢尺寸相一致，这样

当不同的使用者穿戴时，才能够达到更好的适应性。根据人体测

量学数据，我国青年人的下肢骨骼各部位尺寸

与身高的比例关系，如图 所示。H 为人体高度。

由图片的比例关系可知，当知道一个正常人的

身高时，就可以大致确定下肢骨骼模型各个关

节中心之间的相互尺寸，大腿的长度为L1

=0.245H ，小腿的长度L2 =0.246H ，左右两条

腿间的宽度L3 =0.191H 。结合自己的身高和各

个关节的比例关系，可以得到如图结构主要尺

寸图。

人体主要参数

（1） 人体尺寸：参照美国阿尔文.R. 狄里

(Alvin R. Tilley)和亨利. 德里福斯

事务所(Henry Dreyfuss Associates)

编著的《设计中的男女尺度(the

Measure of Man & Woman Factors in

Design) 》一书的技术资料。图中未

加括号的数字表示人体测量尺寸，单位为mm ，加括号的数字表示人体测量尺寸相对于身

高的比例。人体下肢详细尺寸如图所示。

6. 3．2液压缸驱动器行程的确定

根据助行机构髋关节结构示意图所示，建立油缸行程和安装位置的关系表达式，首先，假

设油缸移动位移和两个安装点中的一个固定，然后假设驱动器的最大位移和最小位移发生

在髋关节运动范围的两个极限位置。如图所示。驱动器位置的确定要保证在完成屈伸运动

的同时，驱动器油缸长度处于行程允许范围内。

根据髋关节驱动结构图，如图所示，建立油缸行程和安装位置间的关系，由几何关系可测得∠CBD 。由图中关系可得

ϕ = θ + 90° −∠CBD

式中ϕ是L 1和L2两连线的夹角，θhip 是髋关节角度。在 ΔABD 中，由余弦定律，可求得驱动器的长度L0

L0 = √￣￣(L1² + L2² − 2L1L2cosϕ )

由下式，若已知油缸移动位移 d，驱动器任一端安装位置即可根据髋关节的运动范围θhip ，求得

下肢助行机构参数表

L0² – L1² − L2²+ 2L1 L2 cos (θ+90°-∠CBD)=0

由整体机构的受力图和关节的受力范围，计算油缸的行程和髋关节产生的力矩。计算行程，首先根据图 3.10建立髋关节转角和驱动器电机转角的关系：d=L0–Lmin

当大腿关节处于两个极限位置时，所得的行程最大，设计允许髋关节的转动角度范围是60 °~ -10°，将 60°和-10°分别代入公式中，经过计算油缸长度变化范围在98mm-174mm ，最大行程为 76mm 。助行机构的最大驱动力矩应与驱动人体的最大力矩相同，图为正常人体髋关节和膝关节驱动力矩图。正常人体的质量为 60kg，人体下肢占人体总体的比重为38.68%。

T1 = T2 = 0.9 ³ 38.68% ³ 60 ³ 1000 = 20887.2mNm

髋关节最大拉力为

F1 = T1/L1=20887.2/71.5 =292N

膝关节最大拉力为

F2 = T2/L2=20887.2/42.5 =491.5N

电机的最大拉力也就是电机的驱动力。用同样的方法计算转动范围为 0-45°的膝关节行程变

化范围是 327mm-286mm，最大行程为 41mm。

根据以上计算，液压电机选择直流伺服电机，供电电压 24V，最大转速可达 5000rpm，最大转矩可达70mNm ，最大电流 2.3A；减速器选择 38A 系列，行星齿轮减速比 480:1，转换率80%。电机控制器选用 3003S，可提供最大 3A 的驱动电流；编码器选用 IE2-512 编码器，定位精度高达 0.18°；根据以上选型计算可得电机驱动部分所能提供的最大力矩为：

T = 70 ³ 480 ³ 80% = 26880mNm

因为油缸螺母前加一级 1.5:1的同步带，所以驱动器的最大力矩可以达到：

M = 40320Nm > 20887.2mNm

经以上计算所选电机驱动系统驱动力远大于驱动器所需的力矩，完全能够满足所设计系统的需要。人体正常行走时，一个行走周期为 3~4s，髋部油缸最大行程为 76mm，因此，油缸的速度为 38~51mm/s，由公式 所得导程经过优化处理，选取导程P = 10mm为该油缸的导程。

6. 4外骨骼技术产品机械结构及驱动设计的基本要求

1、拟人化。外骨骼技术产品要求具有良好的可穿戴性，其机械结构和自由度分布应于人体运动关节结构和自由度相匹配，同时应该能够非常方便地根据穿戴者体形和身材进行调节，以便使人穿戴舒适、操作灵活、最大限度地拓展人的活动范围。

2、安全、稳定、可靠。作为一种可穿戴和与人体紧密结合的产品，外骨骼技术产品需要满足安全性、有效性和舒适性的要求。

3、材料的优质轻便性。由于外骨骼技术产品是穿戴在人身上和人一起运动，其材料必须要求非常轻便，同时必须具有足够的强度和韧性，以承受人体和重物的重量以及与地面的碰撞。

4、驱动的高效性。由于外骨骼技术产品要承受穿戴者及其自身的重量，并且应与穿戴者动作保持一致，其驱动器应满足小体积、轻便、低功耗、大功率输出等要求，同时还应具有响应快、低惯性、高精度和高安全性等性能。

6.4.1背架系统设计分析

在整个下肢助力外骨骼中, 背架与人体的接触面积最大, 且之间的力交互情况也最多。背架与肩带绑缚, 通过肩带穿戴在人体上。一方面, 整个系统依靠人体直立, 背架及安装其上的零部件系统的重量由人体支撑; 另一方面, 外骨骼启动后机械腿支撑起背架及负重, 减轻背架对人体的作用力, 即达到了设计目的。背架的设计因素有以下几点:

1. 质量轻, 尽量减少对人体的作用力;

2. 力学结构稳定, 在质量轻的条件下又有一定的结构强度;

3. 合理设计驱动系统。电气控制系统及能源系统的安装位置, 不仅要考虑外观整洁, 各个系统的布线要有条理, 质量分配要均衡, 还要使各个零部件拆装更换方便快捷;

4. 材料选取, 在综合考虑轻质和保证强度的基础上, 选择合适的材料, 用经济的制造方法制造。

6.4.2大腿设计分析下

肢助力外骨骼大腿其使用功能和结构强度要求较高, 大腿的设计因素有以下几点:

1. 符合人体测量学要求, 且可进行一定的调节, 能与不同身高的人匹配;

2. 在不同平面有相应的弧度, 满足不同的功能要求;

3. 在主要关节和结构上机械性能有一定的强度, 满足材料;

4.简化系统的受力, 避免出现偏转力矩;

5. 自身重量轻, 拆装方便。

在矢状面上有弯曲的弧度, 在矢状面和冠状面上有弧度，大腿保持了结构的对中性, 其与髓关节

相连接的轴线以及与小腿相连接的轴线没有任何方向的偏移。大腿在冠状面的偏移是为了能更贴近人的大腿, 使绑缚带绑的更加牢固。该距离又不能太大, 影响大腿结构的强度和刚度。大腿在矢状面的弧度是为了能在小腿完全收回时, 整个系统结构更紧凑, 便于携带。除了上述两个功能, 大腿的弯曲还能吸收一定的冲击能量。在60kg 负载情况下, 大腿在垂直轴方向的最大位移是2mm, 冲击力部分转化为大腿的形变, 减少了对耳轴和膝关节的冲击。在6Okg 负载下, 耳轴的最大应力为5.787MPa, 远小于ABs 和Pc 材料的弯曲强度。

6.4.3小腿设计分析

下肢助力外骨骼小腿的设计, 其主要原因是小腿在结构强度和使用功能情况上都比大腿要好。小腿的设计因素主要考虑以下几点:

1. 与人体测量学数据匹配, 并可调节以适应不同身高;

2. 有一定结构强度, 在主要受力点处的结构不会损坏;

3. 自身重量要小。

小腿除了有类似榔头手柄的S 型外形, 其在空间上均没有设计大的弧度。新的小腿保留了类似小腿腿肚的弧度, 并对小腿膝关节和耳轴两个部位的受力交叉处进行了结构加强, 由图可知这两个受力部位的力学计算结果很小, 完全满足了材料的机械性能。另外, 在以往试验中发现小腿膝关节和耳轴在收到重载时, 也会使其结构损坏, 因此也对这两个耳轴进行了结构加强。在60kg 负载下, 小腿受到的最大应力为9.469MPa, 产生的最大位移大约为3mm 。

6.4.4传感靴设计分析

传感靴除了结构上有变化, 在设计要求和方法都没变。传感靴上安装了三个传感器, 以及与人脚紧固用的绑缚带。人在行走和站立时, 前脚掌和脚后跟对地面的作用力最大, 因此在相应位置安装了两个压力传感器; 另外, 为了测量外骨骼的承力, 在外骨骼脚踩末端也安装了压力传感器。整个鞋子的外形比前两代更小, 人脚对鞋子的压力更集中。新的传感靴设计中还增加了多层钢板, 其作用主要有两个:一个是能增强鞋子本身的强度, 不容易弯折和损坏, 传感靴是整个系统的最终承力部件, 要保证鞋子的强度; 安装在橡胶鞋底上用于紧固各层部件的螺钉, 由于橡胶本身比较软, 螺钉常会嵌入到鞋 底中, 使其他部件安装不牢固, 使用了钢板后就解决了这一问题。

6.4.5踝关节设计分析

外骨骼踝关节是由小腿调节杆和关节轴承组成的, 关节轴承下端是测量外骨骼承力情况的压力传感器, 设计了一个压力集中部件, 与关节轴承相连。

6.4.6鞋底传感器设计分析

安装在鞋底的轮辐式传感器, 采用十字剪切梁结构, 具有良好的自然线性。抗偏载能力强、精度高、外形高度低、安装方便稳定。下肢助力外骨骼的传感靴中使用的轮辐式传感器的外形及应变片 贴片位置。其中黑色区域为贴片位置, 共有八片应变片。当压力均衡时, 各应变片受到的力相同, 其变形也相同, 因此电阻值相等, 输出电压为零; 当受到的力不相同时, 各应变片的电阻值便不通, 输出电压不为零。

6.4.7腰带设计分析

腰带的设计有两个自由度。增加了反力矩机构, 加强外骨骼的支撑能力。在人体背后增加了一个扭簧, 平衡负载对两腿的作用力, 在一定程度上提升了负载, 减少对人体的作用力。腰带的外形也有了一定改进, 在矢状面上设计了一个斜度, 为反力矩机构的气弹簧提供了安装空间。

6.5下肢外骨骼液压驱动系统技术及碳纤维缠绕液压缸

采用了差动连接。其工作原理是：电机带动油泵转动，把油箱里的油吸到管路，高速开关阀10、14、18、22打开，给电磁阀9、13、17、21通电，阀芯居右位，此时液压缸7、11、、15、19右腔的油经伺服阀8、12、16、20向左腔流动，形成差动快速回路，活塞杆快速右移，各液压缸伸长。当活塞杆位移达到系统要求后，传感器向控制系统发出信号，控制系统给电磁换向阀9、13、17、21断电，阀芯居左位，此时各液压缸右腔进油，左腔出油并经伺服阀8、12、16、20和电磁换向阀9、13、17、21回到油箱，活塞杆左移，完成一个工作循环。系统中加入了高速开关阀6，用来卸荷，在外骨骼保持某个动作时，开关阀10、14、18、22均关闭，油可以从开关阀6直接回油箱，避免从溢流阀回油箱时的压力损失。系统压力由溢流阀5设定，系统运行时易产生大量的热量，导致油温升高，影响系统工作，所以在回路上安装了冷却器，ST 为温度发讯装置，当温度高于设定值时，ST

发出信号，启动冷却电机，进行冷却。与方案一相比，该方案所需液压油较少，使油箱容积较小，使系统显得比较轻便。

由于液压驱动器能够提供较大的力功率/重量比, 且易于传递及配置, 控制调节方便, 下肢外骨骼一般采用液压缸作为执行器。液压缸的主要设计参数有缸筒内径、缸壁厚度、活塞杆直径及其有效面积、缸筒及活塞杆的有效长度等。本外骨骼中也使用了碳纤维材料缠绕的高强度液压缸, 其内部是耐磨性高的碳钢制造的耐压油缸, 外部是轻便高强度的碳纤维材料网, 能够满足外骨骼液压驱动器的高频度伸缩和密封性要求, 同时减轻液压缸的重量, 提高能量效率, 改善执行器的控制性能和响应。

7. 外骨骼技术产品电控系统总体方案

外骨骼技术产品电控系统包括以工控机板卡为核心数据处理和控制系统，以AD 采集卡、多种传感器和肌电采集系统的信号采集处理系统，以多轴运动控制卡、液压电机和传动液压缸为执行机构。系统采用锂电池供电，输出电压有24V 、5V 、12V 分别给液压电机、肌电采集系统和工控板供电。下肢外骨骼的结构框图如图所示。采用仿生学原理，自由度设计为：髋关节一个主动自由度，一个被动自由度，膝关节一个主动自由度，能够满足大多数动作的要求。

控制系统总体框图

行走助力外骨骼的控制系统原理

行走助力外骨骼的控制原理: 利用装在肢体上的肌电传感器, 侦测由脑部传输至肌肉的生物的电流变化, 传感器侦测到这些电流后, 将这些信号传送至肌电采集处理系统, 把这些神经信号通过不同部位组合判断出肢体运动意图，给出超前的运动方向性数字结果，通过接口传递给工控计算机，工控计算机根据这些数据通过运动板卡给伺服马达发送驱动，控制分布在外骨骼各关节的电动完成相对应的肢体运动；当外骨骼足底接触地面时, 足底开关即刻启动, 脚底压力测定传感器系统能计算

分配到双足上的重量, 进而反馈给控制系统, 所有传感器与数据总线相连, 把数据反馈给中央控制计算机利用足底压力信息分辨助力外骨骼处于步态周期的哪种相位，从而得到相应的控制策略。同时需要检测其他的信息，作为反馈监测助力外骨骼的运动状态和运行状态。 进而实现对助力系统的控制；行走助力外骨骼使用了大量的电子元件, 每个驱动关节上包含一个编码器和一对线性加速计, 它们用来测量关节的角度、角速度及角加速度，这些传感器数据通过AD 采集卡处理，用来检测运动的状态，并对结果进行相应的验证和限制，确保安全和获得具体的速度和行走情况。助力外骨骼

要求对操作者施加的力及力矩能够做出敏捷、快速的反应, 且行走助力外骨骼需要控制多个关节, 检测多个传感器的信息, 因此需要很强的处理能力, 故要求控制系统不但能按照程序设定的参数对助力过程进行控制, 更要根据环境的变化以及使用者身体条件的变化, 对控制参数进行修正, 因此建立一个好的动力学模型系统尤为关键。用与操作者的步态相似程度、运动稳定性及对粗糙地面的适应性等指标加以评价。

8、行走助力外骨骼的传感器系统

多处使用肌电传感器, 通过检测操作者运动时的肌电信号, 从而控制行走助力机构按照此种运动前行; 对助力机构的运动进行信号采集并进行行走控制, 操作者只需前行, 行走助力机构则会按照控制系统中预设的步态进行跟随行走。因为传感器是保证能把操作者的运动信号适时、快速传递给助力机构的一个重要工具, 没有传感器对信号的采集与反馈, 控制系统几乎没法动作, 故选择合适的传感器尤为重要。行走助力外骨骼中主要的传感器有以下几类: 1. 脚底压力测定传感器系统。它在整个装置中占有重要地位, 能把人体的运动趋势, 实时地传递给控制系统, 用于实施控制, 行走助力外骨骼足部传感器布局图, 其结构复杂, 包括压力传感器、足部开关、压力管和加速计等传感器。 2.身体位置传感器。主要用于反应各外骨骼关节的转角参数。 3. 重心加速度传感器。它可以给出装置联合人体的横向、纵向的加速度, 便于控制身体的平衡。4. 装置状态传感器。主要给出装置本身的状态参数, 例如能源储备等。

8. 1 足底压力信息的获取

人对地的作用力是分析步行运动的重要参数，足底压力中包含了重要的步态参数，在临床医学和运动力学研究中也广泛使用足底压力信息获取步态的数据。现有的检测方法主要有两大类：一种是多分量的测力平台式，通常能够精确的测量人对地作用力的方向、大小，可以得到很多足底压力的细节信息；另一种是足底压力分布测试方法，通常只能测量单维的足底压力。典型的多分量测力平台以三维力或六维力/力矩传感器为基础，由测力平台、信号调节放大器和计算机数据采集和处理装置三大部分构成。瑞士 KISTLER 公司的产品就是这种测力平台的代表，它以压电晶体作为传感器，稳定性好，固有频率高，但只能测 5Hz 以上的信号。多分量测力平台的测量方法只能针对足底整体压力信息的获取，而无法得到足底压力的分布情况。足底压力分布测试方法使用多传感器测力平台或测力鞋垫，只能测试垂直力或者垂直和水平力的合力，可以实现连续步态压力的测量。例如意大利的 F-Scan 测力鞋垫系统、德国 Novel 公司的 Pedar 型测力鞋垫和比利时 RSscan 公司开发的 footscan 足底压力测量系统。

8.2 传感器的选型与标定

我们需要利用步行过程中，足底压力的变化对步态的周期划分进行辨识，因此使用了分布式足底压力测试的方法，在外骨骼足底放置了若干压力传感器。对于安装在外骨骼脚底板上的压力传感器，我们需要满足下面几个条件：

1） 压力传感器的存在不能影响人体的运动。现有的大部分单维力或多维力传感器基于压电晶

体或电阻应变片结构，力作用于敏感单元后引起应变片阻值的变化从而引起电流的变

化，经放大电路后输出电压信号。这种传感器精度高，量程大，但是由于敏感单元的大

小限制，一般体积都比较大，安装在鞋底较为不方便，可能会影响到人的运动动作。如

图（）所示，图中标注处的单维力传感器就是电阻式压力传感器。应用于足底压力测量

的传感器首先应当满足不影响人体正常运动，不会因安装传感器而改变足底压力的自然

分布状态，因此应当尽量小巧轻便。

2）量程的选择。通过查阅相关文献，我国成年正常人平均静态足底压力的峰值为(1.28±0.33)kg/cm2，平均动态足底最大峰值压力为（2.96±0.66）kg/cm2。参照这个数据作为传感器量程选择的标准，考虑到极限的情况，选择量程在 10kg 的传感器就可以满足要求。

3）压力传感器的时滞和重复性要好。行走时足底压力的变化呈现周期性的特点，因此压力传感器的重复性比较重要。

通过对满足这些条件的压力传感器的调研，初步确定两种适用的薄膜电阻式压力传感器的型号为 Flexiforce 。

Flexiforce 是 Tekscan 公司出品的一种柔性、超薄的电阻式压力传感器，其线性度、时滞特性、温度特性和重复特性都比较好。其结构与 FSR 类似，有两层聚酯薄膜组成，每层薄膜上渡银并涂上一层特殊材料制作的敏感层，将两层粘合在一起就组成了传感器。敏感单元的直径 9.53mm ，其厚度仅为 0.127mm ，可以测量各种接触面之间的压力。曲线中可以看出Flexiforce 的线性度非常好。

型号 FSR-400 Flexiforce A201

厚度 0.30mm 0.203mm

长度 38.1mm 203mm

敏感区域 直径 5.0mm 14mm

线性度 - 满量程±3%

开启阈值 -

测力量程 100N 0～110N

测压量程

>10kg/cm2

0～25lbs

力分辨率 满量程 0.5% 满量程 0.5%

未加负载时阻值 >1MΩ >5MΩ

满负载阻值

重复性 满量程±2%～±5% 满量程

响应时间 1-2 毫秒（机械响应时间）

工作温度 -30℃～+70℃ -9℃～60℃22

8.3 信号调理电路的设计

Flexiforce 是薄膜电阻式压力敏感器件，随压力的增大，Flexiforce 的电导线性增加。从特性曲线上可以看出，电阻由 20 兆欧下降到 20 千欧，测量范围很大，需要使用电流-电压转换电路，将电阻的变化（即电流的变化）转变成电压的变化，从而输入到采集卡中。转换电路的原理图如图（）所示。其中运放模块采用安森美半导体生产的 MC34074 型通用运算放大器。MC34074 是一种宽电压单电源运算放大器。输入端采用达林顿结构，具有高输入电阻，低偏置电流和高23增益。其具体参数如下：

宽带宽：4.5MHz

高压摆率：13V/us

快速建立时间：1.1us 到 0.1%

供电电压范围：3.0V ～44V

高共模电压范围

低输入偏置电压：最大 3.0mV

容性负载驱动能力：0pF 到 10,000pF

低谐波扰动：0.02%

输出短路保护

Flexiforce 的调理电路

在调试电路的过程中，发现采集到的信号波形中存在一些高频干扰，因此需要使用滤波器对信号进行滤波。实验发现使用截至频率为 1KHz 的一阶无源滤波器能得到很好的滤波效果，因此在进入采集卡之前需添加 RC 滤波电路。为了降低供电电源对器件的影响，在供电电源引脚旁边添加旁路去耦电容。放大电路采用双电源供电，为 MC34074 提供正负 9V 电压，输出电压的范围在 0～5V 。Flexiforce 的量程较大，实际使用中需要按照测力的范围和测量的灵敏度选择调节电阻，在此选用电阻阻值为 33 千欧。计算得出输出电压与所受压力的公式为：

其中 Rf 为图中调节电阻的阻值（在此选用 33K 的电阻），Rs 是传感器的电阻值。标定的曲线如图（）所示。得到的拟合公式为：24其中 g 为重力加速度值，F 的单位为 N 。

8.4 Flexiforce 的布局

对于足底压力的分布式动态测量，传感器的布局非常重要。人体解剖学中，左右足各有 26 块骨组成。根据成年人正常步态自然行走的实验研究结果，双足足底各部委的压力无明显区别，双足

承压基本对称，男女分布规律基本一致。行走时足底各部位承压从大到小依次为：第二跖骨区、足跟、第一跖骨区、第三至五跖骨区、第一趾骨区、第二至五趾骨区、足弓区。正常人站立时足底压力以后足为主，其次为跖骨区域，趾骨承受的压力最小。行走时足底压力较站立时明显增加，且压力分布发生改变。步行过程中，足底冲量最大的区域主要分布在足跟内侧。根据这个过程对足底进行区域划分，并在每个区域粘贴传感器。将足底划分为 8 个区域，即第一趾骨区域（A1）、其他趾骨区域（A2）、第一趾跖关节区域（A3）、二三趾跖关节区域（A4）、四五趾跖关节区域（A5）、脚掌内侧区域（A6）、脚掌外侧区域（A7）、足跟骨区域（A8）。分别在这些区域内粘贴传感器。在经过反复试验后，最终确定了传感器的位置。为了提高系统的稳定性，在一些区域内增加了冗余的压力传感器。

8.5其他传感器的应用

行走助力外骨骼的感知系统中还包括多种传感器，如单维压力传感器，加速度传感器，光电编码器，旋转电位器等。与足底压力传感器在一起，共同完成检测助力外骨骼状态的功能。

8.5.1 加速度传感器

为了测量行走助力外骨骼每个连杆机构的运动速度，在外骨骼的髋关节、膝关节和踝关节处安装了加速度传感器。由于人体的运动的加速度一般比较小，剧烈运动或突然摔倒的情况下加速度不

会超过 8G 。本项目中，选用 ADI 公司生产的 3 轴加速度传感器 ADXL325。ADXL325 是体积小，耗电低，带有信号调节的 3轴加速度传感器。测量加速度的范围±5g ，可以在倾斜测量的应用中测量静态重力加速度，也可以测量运动、振动等动态加速度。用户在 XOUT 、YOUT 和 ZOUT 管脚连接电容 CX 、CY 和 CZ 就可以选择加速度计的带宽。X 轴和 Y 轴的信号带宽范围从 0.5Hz 到 1600Hz ，Z 轴信号的带宽范围从 0.5Hz 到 550Hz 。该器件的主要参数如下。

单电源供电：1.8V ～3.6V

输入范围：±6g

非线性度：满量程 2%26

灵敏度：174mV/g （供电电压为 3V 时）

0g 输入时偏压：1.5V （供电电压 3V 时）

为方便安装，设计了加速度计的 PCB 板，大小为 18mm ³16mm ，X 、Y 、Z 轴对应方向如图（）所示， 根据数据手册，CX 、CY 和 CZ 都选用0.027uF 的电容，对应的输出信号频率上限为 200Hz 。

利用 2.5V 电源为 ADXL325 供电，电压的输出范围为 0 到 2.5V ，由于使用中加速度的变化范围比较小，输出电压的变化范围不大，因此需要设计信号调理电路，对信号进行放大处理。放大器选用 ADI 公司的 OP196。OP196 是单电源运放，工作电压的范围从 3V 到 12V ，拥有规对规的输入输出能力，极低的电能需求，非常适合电池供电的系统使用。容性负载的处理能力可以到达 200pF 而不产生振荡，增益带宽积为 450kHz 。

8.5.2 电位器传感器

电位器是一种电阻器件，其阻值随着滑片的位置的变化而变化。常见的用于测量的电位器有两种，一种是直线型的电位器，用于测量直线位移的大小；另一种是旋转式电位器，用于测量旋转的角度。感知系统使用电位计传感器测量关节27相对旋转的角度。电位器广泛应用于测量机械结构的位移或旋转角度。本项目选用上海思博机械电气公司生产的 SENTOP 导电塑料电位器。具有线性

精度高、机械寿命长、分辨率高、动态噪声小等优良性能。具体参数为：标准阻值 5K ，公差±15%，线性度 0.1%，电气转角 345º±2º，机械转角 360 º. 利用电位器式角度传感器的主要目的是配合加速度计来测算各主要关节或连杆的速度，以达到速度控制的目的。这是因为加速度计时时刻刻受到重力的影响，需利用角度传感器测量与初始位置的夹角，从而减去重力在切线方向的加速度。如图（）所示，以髋关节为例，OA 为大腿骨连杆机构的起始位置，加速度计装载与连杆上，在前向摆动的过程中，从 OA 运动到 OB 。在 OA 位置加速度计的 x 轴为水平位置，y 轴与重力加速度重合。当运动到 OB 的时候，X 轴为切向方向，y 轴为法线方向，与重力加速度偏离θ，因此实际上切向的运动加速度应为大腿连杆的瞬时速度也可以计算出来。

9、肌电采集系统

表面肌电信号(SEMG)是一种十分微弱的非平稳生物电信号, 它是由神经肌肉活动而引起的, 其中蕴涵着可以反映人体运动意图的重要信息。一般来说在对sEMG 信号进行分析之前要对其进行特征提取, 这是一切后续分析的基础。对SEMG 信号的特征提取要力求能够全面的反映表面肌电的固有特征, 这是分析正确性的保证。同时对SEMG 的特征提取应尽量减少冗余信息, 这是分析实时性的保证。

表面肌电信号的采集系统一般可以分为硬件和软件两大部分：硬件部分主要作用是通过表面电极实时采集表面肌电信号，然后将采集来的信号传入到肌电仪中进行前置放大、带通滤波、陷波等处理，以除去各种混入表面肌电信号中的干扰噪声，肌电仪输出的放大信号接到表面肌电信号调理模块进行实时调理, 经过调理的表面肌电信号传入到数据采集卡中进行 A/D 数字化转换，再将离散

的数字信号送入计算机进行软件分析；软件部分的主要作用是通过软件编程将硬件部分采集到的信号进行实时显示、分析和处理等，使得采集来的表面肌电信号更加真实可靠，下肢表面肌电信号采集系统的结构框图如图。

表面肌电的分析方法

目前在各种文献中提到了很多种表面肌电信号特征提取的方法, 就其所采用的理论体系而言, 可以归纳为三大类:时域分析方法! 频域分析方法和时频分析方法，现分述如下。

时频分析方法

传统的频域分析方法仅可以刻画信号在全部时间段内的频率特征, 显然对于非平稳信号的SEMG 来说这是不适用的。而本身就是针对非平稳信号而提出的时一频分析方法, 可以把时域和频域两者有机的结合起来, 更加全面的展示出信号在时域和频域两方面的特征, 因而受到了广泛的关注与应用。目前用于SEMG 分析的时频分析方法主要有短时傅立叶变换。wigner 一ville 变换、choi 一williams 分布及小波变换等。本方案采用短时傅立叶变换。

短时傅立叶变换(Short一TimeFourierTransform,STFT)

短时傅立叶变换是Gabor 于1946年提出的, 以傅里叶变换为基础的一种变换。其基本思想是:一个非平稳信号在很短的时间段内可以近似看成是平稳信号。其短时性是通过在时域上对信号加窗来实现的。当信号f(t)∈L²(R)时, 其短时傅立叶变换可按式定义

:

从上式可看出, 短时傅里叶变换与傅里叶变换很相似, 唯一不同的地方就是变换的表达式里面多了一个g 函数。g(t)称为窗函数。短时傅立叶变换的第一步就是通过窗函数g(t-τ) 与信号f(t)相乘, 来实现信号f(t)在τ附近的加窗。随着τ的不断变化, 以g(t-τ) 所确定的。时间窗。会在时间轴上不断移动, 使得信号f(t)被。一点一点。的得到分析。

从短时傅里叶变换的分析步骤来看, 它每一次分析的数据仅仅是一个时间窗内的数据, 因此它很适合用于在线系统中的表面肌电信号分析。本文后续的章节会利用短时傅里叶变换对表面肌电信号进行控制命令提取。

人体步态相关肌肉的功能

体下肢的各种模式的运动主要是由支持运动的相关肌肉产生肌力来驱动的，控制下肢运动的相关肌肉群主要分为：臀肌、大腿前侧肌群、大腿内侧肌群、大腿后侧肌群、小腿后侧肌群浅层、小腿后侧肌群深层、小腿前侧肌群、小腿外侧肌群这几类。

10、数据采集与处理软件

机器人系统采用的硬件平台为阿尔泰 EPC-9351 X86嵌入式主板，由于需要采集的路数众多，因此选用阿尔泰多路数据采集卡 ART2953。阿尔泰 ART2953是 104接口的高分辨率多通道模拟数据采集卡，其技术细节如下：

16位AD 精度，单端32/16路差分输入通道

数据采集卡的分辨率为 16-bit

FIFO 大小：16K

尺寸：90.3mm*96mm*16mm

最高采样率：250kS/s

输入电压范围可选：

双极性：±10V 、±5V 、±2.5V 、±1.25V 、±0.625V

单极性：0～10V 、0～5V 、0～2.5V 、0～1.25V

精度：±1LSB

阿尔泰 EPC-9351 X86嵌入式主板主要指标如下：

处理器：Inter Atom N270 1.6GHZ

芯片组：945GSE+ICH7M

BIOS:AMI4Mbit Flah BIOS

内存：DDR2 400/533MHZ,最大支持2GB

扩展总线：支持PC104+设备

输入输出接口：SATAII(最大支持150MB/S),RS232

固态硬盘：支持COMPACT FLASH卡TYPEI/II

USB:2XUSB2.0

以太网：速度1000MBPS. 。

机械尺寸：145mm*100mm 正面17.6mm 背面 10.5mm, 重量小于160g

三种触发方式可选：软件触发、中断触发、定时触发提供 dll 动态链接库接口传感器输出信号经放大后使用单端方式与 ART2953相连接。为了测量并保存足底压力的数据，设计并实现了数据采集处理软件。对软件的功能需求进行分析，软件所要实现的主要功能如下：

1）采集卡的配置：首先选择采集卡，然后对采集卡的采样率、起始通道、通道数量进行设置。还需要对各个通道的增益、输入电压范围、单端或差分输入方式的选择的进行配置。

2）功能测试。多个通道进行那个自检，确保每个通道的状态良好。

3）控制数据的采集：开始采集数据与停止采集。

4）数据滤波：由于系统所需要采集的数据还有加速度、拉压力传感器等其他的数据，因此在软件中添加了简单的数据处理功能，利用软件滤波对加速度计的输出曲线做平滑处理。

5）数据的显示以及相关的设置。利用直观的波形图对数据进行显示。根据所设置的通道数量，为每一路的数据绘制波形。对坐标轴以及波形的显示方式和颜色进行设置。

6）数据的保存。按照特定的格式将数据保存至 txt 文档中以便进行进一步的分析处理，并提供数据回放显示的功能。

系统软件使用 Visual C++ 6.0 进行开发。Visual C++是面向对象编程，MFC 的类库封装了Windows 系统的api 函数。ART2953提供了的采集卡的动态链接库，对采集卡的各种功能函数进行封装，利如打开采集卡设备函数，关闭采集卡设备函数，获取采集卡信息函数，读取模拟电压值函数等。在使用 Visual C++ 6.0开发采集程序时，需要调用 dll 动态链接库中的这些函数，首先声明用到的这些函数，即在调用的文件中包含 DLL 动态链接库的头文件 driver.h , 并将动态连接库的导入库 ADSAPI32.LIB 添加到工程模块中。

在使用设备之前需要对板卡进行配置，这个功能由板卡配置模块实现。采集卡配置对话框的界面如图（）所示。阿尔泰使用 Device Manager 管理板卡设备，为安装在电脑上的每个板卡分配唯一的序列号，这个序列号是多设备的情况下标识板卡的代码。点击选择设备按钮会弹出选择设备对话框，选择需要的设备。在多路采集的情况下，需设置起始通道和通道的数量，以及采样频率。每个通道的测量范围和单端/差分输入模式可在通道设置中选择。

采集函数的流程图如图（）所示。首先得利用 DRV_DeviceSelect()函数选择板卡，并将板卡的特征存储在 DEVFEATURES 型结构体中，利用所选择的板卡的序列号作为参数，调用 DRV_DeviceOpen 函数打开设备，得到设备驱动的句柄DriverHandle ，在之后的程序中利用这个句柄来调用板卡设备。调用DRV_DeviceGetFeatures 函数取得该设备的设置、板卡的参数如触发模式、起始通道、通道数量、各通道的增益等，然后启动定时器，进行软件触发数据采集。数据的采集过程在 OnTimer 函数中，调用 DRV_AIVoltage 或 DRV_MAIVoltage 读入数据，并更新波形显示。停止采集的函数流程如图（）所示，先关闭定时器，然后调用 DRV_DeviceClose 函数关闭设备。

由于数据采集的过程中可能会出现会产生一些噪声干扰，因此有必要为软件添加数据预处理模块。作为可选配置的模块，在必要的时候开启。采集的信号主要为人体的信号，信号变化的速度低，信号在采集和传输过程中偶尔会出现脉冲性干扰，因此使用中位值平均滤波法对数据进行滤波。具体的算法流程图如图（）所示：先连续采集 N 个数据，去掉其中的最大值和最小值，将剩下的值做算术平28降低各种噪声对采集数据的影响。可能存在的一些干扰源有电动机、驱动器、室内的电源开关、电路内部供电电源等等。对采集系统做了很多抗干扰的措施，包括：

1）系统采用干电池电源模块单独供电，多级供电，减少供电电源的电压波动。

2）避免出现公共线，加粗地线以降低阻抗。

3）在信号通路上添加滤波器，消除或减弱高频噪声。

4）使用多芯屏蔽线，克服静电感应带来的干扰。屏蔽层一端接地，另一端悬空。在传输线上添

加终端匹配电阻。

5）在信号输入端单点并联接地，避免各传感器子系统地之间电流形成耦合。

6）在数据采集软件中做抗干扰处理，使用软件滤波去除尖峰噪声。

运动控制与处理数据

外骨骼系统采用的阿尔泰 ART1020四轴运动控制卡，是 4通道104 接口的卡，其技术细节如下：

4轴独立驱动

脉冲输出（1PPS —4MPPS ）

直线、圆弧、位模式、连续、步进插补

可接受来自伺服马达的各种信号。

光电隔离DI 、DO 各32路

尺寸：122mm(长)*98mm(宽)*16mm(高)

根据相关曲线要求发送脉冲给髋关节液压缸和膝关节液压缸，配合实现人体外骨骼的运动。 控制原理图：

11、外骨骼控制与人体步态分析系统

外骨骼技术产品的一个主要特点是可穿戴性，通过与人体下肢运动关节耦合，实现与人体下肢协调运动。通过运动控制板卡，分别对外骨骼髋关节和膝关节液压缸进行控制，通过脉冲序列模拟人体运动步态数据达到控制驱动外骨骼目的。为此，必须了解人体下肢各部件运动时角度数据，受力力矩，各肌肉块作用，通过肌电反应意图，通过传感器反应状态，通过足底反应步态。达到人体和外骨骼协调一致。因此为了确定机构运动方案，必须首先充分了解人体下肢的步行运动特征。

11.1、人体下肢运动周期

人体步行中，从一侧足跟着地开始到同侧足跟再次着地为止，称为一个步态周期。在此期间，该侧下肢经历了两个阶段，即地面支撑阶段（站立相）和空中摆动阶段（摆动相）。站立相从脚跟着地开始到足趾离地结束，又可以分为跟着地、足平放、跟离地、趾离地几个时间点，从而将站立期分为站立早期、站立中期和蹬离期。摆动相从趾离地后到足跟再次着地结束。在摆动期内，下肢不与地面接触而腿在空中摆动运动，有一个从加速运动到减速运动的过程。摆动期又可以分为摆动前

11.2、运动过程中各关节的相关运动大小

（1）身体重心的移动

身体重心上下移动距离：从侧面观察步行时，身体重心有规律的上下往复移动，其运动轨迹为均匀的正弦波，起伏幅度在±3cm 左右。

身体重心侧向移动距离：步行过程中支撑腿交替变换，其重心也随之左右反复移动，重心移动轨迹在水平面同样呈均匀的正弦曲线。起伏幅度在±2cm 左右。

（2）骨盆的移动

骨盆的水平运动：当下肢交替迈出时，骨盆在水平面内来回转动，其运动幅度与步长有关，一般内外旋各4度。

骨盆的倾斜运动：在支撑中期，重心向支撑腿移动，身体上部向支撑侧倾斜，造成骨盆产生向支撑侧的倾斜运动，运动幅度大约5度。

骨盆的侧向运动：步行中随着承重足的左右变更，为在单足支撑时保持身体的平衡，重心向支撑腿移动，骨盆随之产生向承重侧的左右移动。

（3）各关节的运动

步态周期中的髋关节运动：跟着地时，髋关节屈曲约为30度。随着身体重心向前移动，髋关节逐渐做伸的运动（屈曲角度减少），直到站立中期后。身体重心移动到髋关节前，髋关节从屈的状态变为后伸状态，并在趾离地前达到最大伸直状态。之后髋关节开始由伸向屈的方向运动，准备屈髋向前摆腿。进入摆动期后，髋关节屈曲角度增大，大腿向前迈出，髋关节的屈曲阶段一直延伸到跟着地。

步态周期中的膝关节运动：跟着地时处于屈曲状态。在站立前期一直保持屈曲状态，以减少重心的上升。在站立期，膝关节逐渐伸，在蹬离期前完全伸直，然后又开始屈曲，在摆动前期屈曲角度达到最大。在摆动后期为准备跟着地，膝关节开始伸，屈曲角度减小，直到跟着地。

步态周期中的踝关节运动：跟着地后开始

跖屈运动，足前逐渐接触地面。随着身体前移，踝关节跖屈角度减小，踝关节开始背屈运动。在蹬

离期，为产生蹬地动作，踝关节快速跖屈运动。在摆动期，跖屈角度减小，足尖稍抬起，避免擦地。

11.3、步态周期支撑期间地面反力对下肢关节的作用

踝关节受力情况：跟着地时外力作用线位于踝后，产生轻度的跖屈力矩，随着承重增加，跖屈作用力矩迅速增大，并在全足平着地时达到最大。从支撑中期开始，外力作用线移至踝关节前，从而产生较强的背屈力矩，其在蹬离期达到最大。

膝关节受力情况：从跟着地到支撑中期，地面反作用力力线位于膝关节后，产生使膝关节屈曲的力矩。越过支撑中期后，地面反作用力线由后向前向膝轴移动，在跟离地时移至膝前方，促使膝关节伸展。趾离地前，当身体重心移到跖趾关节之前时，膝关节开始屈曲运动，此时地面反力作用线通过膝轴后方，促使膝去曲。

髋关节受力情况：跟着地到全足平放时期，地面反作用力力线逐渐位于髋关节前方，促使髋关节屈曲。在支撑中期以后，外力作用线逐渐移至髋关节后，其作用又变为促使髋关节伸展。

11.4、步态周期的肌肉活动

跟着地时期，主要是身体稳定与平衡问题。由前面的结论已知，此时外力的作用是使髋、膝关节屈曲，亦即使下肢失稳。因此，臀大肌和股四头肌此时均强烈收缩，使髋、膝伸展，防止屈曲，防止跌倒，从而维持身体前后方向的稳定。

跟着地时期，外力对踝关节的作用使其跖屈，为了使跟关节的跖屈运动控制得到控制，胫前肌群收缩，对抗外力，使全足平稳着地。

站立中期，一侧腿支撑时，盆骨向支撑侧倾斜，此时为维持盆骨的侧向稳定性和身体重心的平衡，髋外展肌收缩，防止身体向一侧过度倾斜，从而维持身体的侧向稳定。胜后肌群的活动在蹬离期达到最大以完成蹬地动作，胫后肌群的强烈收缩在客服外力背屈作用后，使足产生跖屈运动，产生向前的推力，使人向前迈步。

11.5、常用步行参数

常见步行参数如下图所示：

步宽：是指通过双脚根部中心且与行进方向平行的两直线间的距离。成年男性的步宽一般为5—10cm 。

步长：步行时，一侧足跟着地位置到对侧足跟着地位置之间的距离，一般约为50—80cm 。 步频：步行时单位时间内行走的步数，一般为70-120步/分钟（也有资料为95-125步/分钟）。 步速：单位时间内步行的距离，正常人平均自然步速约为1.2m/s。步速=（跨步长³步频）/120 足角：行走时足与行进线之间的夹角，一般为6°—7°。

12、 外骨骼技术产品系统可靠性、可维护性分析

12.1可靠性设计

外骨骼技术产品设计采用国内外同类产品技术，设计符合GJB150相关环境技术要求。产品结构简单、工作可靠。

12.2维修性设计

为提高系统的可维修性，采取了以下措施：

系统设计有自恢复功能，可解决除硬件故障外的大部分软件故障； 采用模块化设计；

13、 产品检验

产品检验按热源模拟和控制器平台规格技术指标要求分为验收检验、定期检验、鉴定检验（定型检验）。

13.1元器件控制

在设计选用、采购、复验、二次筛选、器件保管等环节，按产品元器件大纲要求进行控制，确保采用的元器件质量和可靠性。

13.2 电子元器件选用原则 （1）满足环境使用条件要求；

（2）器件质量等级为A4级以上；

（3）优先选用成熟、质量稳定、可靠性高的器件； （4）优先选用国产器件；

（5）压缩元器件品种规格和生产厂家。

13.3 电子元器件优选法顺序 13.3.1 国产元器件

按以下选用顺序：

军用电子元器件合格产品目录中器件； 通过GJB9001A-2001认证的生产厂的元器件； 专定点生产厂器件；

符合航空使用环境条件的元器件。

13.3.2 进口元器件

按以下选用顺序： 优选现成器件； 经老化筛选的器件；

选用国外著名厂商或国内有质量信誉代理商的元器件。

13.3.3元器件及原材料的控制

按产品技术要求要求，对电子元器件、关键件入厂检验合格后进行二次筛选。 按产品技术要求采购原材料，材料入厂后进行复验和化学分析，认定合格后采用。

13.4 关键件控制

运动控制算法和结构设计，在试验工艺文件中作出专项要求，进行严格控制。 （1）器件入厂后按技术要求进行检验和二次筛选； （2）在完成组装后进入产品总装前进行专项检测； （3）在产品提交验收前，进行试验（不少于1000次）； （4）验收试验工序中进行专项试验检查。

14 结论：

通过以上分析，外骨骼技术产品设计方案及论证报告合理、可行，在方案设计及论证报告中充分采用了同类产品的成熟技术，严格贯彻军品设计开发的相关标准，满足机器人和控制器的技术要求。