外骨骼
阅读：380发布：2020-05-11
专利汇可以提供外骨骼专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 涉及用于人体的 外骨骼 ，该外骨骼包括关节元件，关节元件通过 末端执行器 安装件直接或间接地与人体的关节相互作用，其中末端执行器安装件布置成在平面中执行任意平面平行移动，从而能够实现末端执行器安装件相对于关节元件的主体的 叠加 的平移和转动。，下面是外骨骼专利的具体信息内容。
1.一种用于人体的外骨骼(1)，包括：
a)关节元件(2)，所述关节元件通过末端执行器安装件(4)直接与人体的关节相互作用，并直接附着于所述人体的关节，其中
b)所述末端执行器安装件(4)布置成在平面中执行任意平面平行移动，从而能够实现所述末端执行器安装件(4)相对于所述关节元件(2)的主体(3)的叠加的平移和转动，并且c)其中，所述关节元件(2)相对于与所述关节元件(2)相互作用的人体关节为自对准。
2.根据权利要求1所述的外骨骼(1)，其中，所述关节元件(2)包括并联机构。
3.根据权利要求2所述的外骨骼(1)，其中，所述并联机构是3-RPR、3-RRR、3-PRR、3-RPP、3-RRP或3-PRP机构。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的外骨骼(1)，其中，所述末端执行器安装件(4)包括至少三个平移轴(16、26、36)，其中所述轴
a)刚性连接到所述末端执行器安装件(4)；
b)布置成与末端执行器的任意平面平行移动的平面平行；并且
c)布置成彼此具有夹角(19、29、39)。
5.根据权利要求4所述的外骨骼(1)，其中，所述末端执行器包括三个平移轴，两个轴之间的夹角(19、29、39)是100°-140°。
6.根据权利要求5所述的外骨骼(1)，其中，所述夹角(19、29、39)为120°。
7.根据权利要求4所述的外骨骼(1)，其中，所述轴(16、26、36)分别由直线轴承(10、20、
30)引导，其中，所述直线轴承相对于所述主体(3)在一个或多个环形路径(14、24、34)上能够独立地移动，其中，所述环形路径(14、24、34)布置成与所述末端执行器安装件(4)的任意平面平行移动的平面平行。
8.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，所述直线轴承能够沿着一个公共环形路径(14、24、34)移动。
9.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，所述直线轴承(10、20、30)分别相对于所述环形路径(14、24、34)由转动轴承(12、22、32)支撑，其中，所述转动轴承(12、22、32)的转动轴(16、26、36)布置成垂直于所述末端执行器安装件(4)的任意平面平行移动的平面。
10.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，所述轴(16、26、36)包括被支撑在所述直线轴承(10、20、30)的相应开口中的直连杆(18、28、38)。
11.根据权利要求9所述的外骨骼(1)，其中，所述转动轴承(12、22、32)连接到同心的环(18、28、38)。
12.根据权利要求11所述的外骨骼(1)，其中，所述直线轴承(10、20、30)中的一个或多个或全部被相应的电动机(15、25、35)沿着所述环形路径(14、24、34)独立地主动驱动，所述电动机驱动所述同心的环(18、28、38)。
13.根据权利要求11所述的外骨骼(1)，其中，所述直线轴承(10、20、30)中的一个或多个或全部被基于线缆的致动器(150、154、160、164)沿着所述环形路径(14、24、34)独立地主动驱动，所述致动器驱动所述同心的环(18、28、38)。
14.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，通过布置所述末端执行器安装件(4)以通过人体关节的运动在所述平面平行移动的平面内来驱动所述直线轴承(10、20、30)中的一个或多个或全部，所述关节元件(2)被动地被驱动。
15.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，利用阻抗元件来抵抗所述直线轴承(10、
20、30)中的一个或多个或全部。
16.根据权利要求15所述的外骨骼(1)，其中，所述阻抗元件是弹簧或制动器。
17.根据权利要求7所述的外骨骼(1)，其中，所述直线轴承(10、20、30)中的一个或多个被主动独立地驱动，利用阻抗元件来抵抗剩余的所述直线轴承(12、20、30)。
18.根据权利要求17所述的外骨骼(1)，其中，所述阻抗元件是弹簧或制动器。
19.根据权利要求1-3中任一项所述的外骨骼(1)，还包括用于测量或标示运动、力或它们与人体关节的关系的测量装置(40、41、42)。
20.一种根据权利要求1-19中的任一项所述的外骨骼(1)的使用，以
a)主动地移动人体关节；和/或
b)测量人体关节的运动；和/或
c)测量人体施加的关节力；
d)测量人体关节运动和人体关节力之间的关系；和/或
e)被动施加对人体关节的运动的阻抗。
外骨骼
技术领域
背景技术
[0002] 神经损伤是严重长期残疾的主要原因。每年约一千五百万人中风。根据美国国立卒中学会，每个患者前3个月治疗的估计费用约一万五千美元。此外，对于10％的情况，这些费用超过三万五千美元。随着人口的老龄化，特别是在欧洲国家和日本，这种情况变得越来越严重。
[0003] 物理康复治疗对于治疗神经残疾来说是必不可少的。治疗比重复、高强度、长期和特定任务的练习更加有效。但是，由于涉及生理负担和体力劳动，高强度的重复治疗很昂贵。
[0004] 近年来，由于人机交互研究的最新进展，使用用于康复的机电系统变得普遍。使用机器人装置辅助重复且涉及生理的康复练习不仅有助于消除治疗师的运动治疗的生理负担，而且还降低与应用相关的成本。此外，机器人介入的康复治疗能够定量测量患者的进展，并且可以用于实现定制化的交互治疗方案。康复机器人增加创痛物理康复治疗的可靠性、准确性和有效性，通过仅根据需要辅助患者来实现患者的主动参与，使得能够调节治疗的持续时间和强度，可以适用于所有损伤程度的患者，由于虚实结合而激励患者坚持高强度的疗程，并且能够利用虚拟环境和触觉反馈来实现新的治疗方案。在文献中，通过临床试验已经显示出机器人辅助康复相比于传统物理疗法的有益效果。
[0005] 上肢康复设备可以分成三种主要类别：末端执行器型机器人、线缆悬挂系统和外骨骼。末端执行器型康复机器人的特征在于与患者具有单个交互点(末端执行器)，这些设备的关节运动不对应于人体运动。因此，没 有用来约束患者的外部约束，不能由这样的机构来提供关节特异性治疗。此外，当使用这些设备时，患者的补偿运动不能被检测到。另一方面，由于末端执行器型机器人具有简单的运动结构和低成本，因而是有益的。
[0006] 末端执行器型康复机器人的已知示例是MIT-Manus。MIT-Manus是拥有两个接地的直接驱动电机来提供转矩以辅助或阻止患者运动的阻抗型机器人。这些设备的另一示例是Gentle/s，Gentle/s使用导纳型机器人(HapticMaster)以及平衡机构来连接到人的腕部。Reha-Slide是设计为管理阻抗运动治疗的另一固定基座设备。Reha-Slide具有水平地放置在平台上的两个保持器，并且能够向前和向后臂部运动。末端执行器型机器人已经被用于强制执行双手练习。具体地，基于导纳受控6自由度(DoF)PUMA机器人的MIME系统已经被用于提供镜像治疗。
[0007] 线缆悬挂设备帮助通过补偿重力来调动身体的上肢。这些设备是具有简单运动结构的被动系统；因此，线缆悬挂设备成本低。但是，这些设备不能在完成治疗任务时辅助或阻止患者，它们缺乏测量能力。
[0008] 与末端执行器型机器人不同，外骨骼在多个交互点处连接到人的肢体，这些设备的运动符合人的关节。结果，外骨骼能够施加受控转矩到单独的目标关节并且与其他关节的运动分开地测量这些特定关节的运动。不幸的是，与末端执行器型机器人相比，外骨骼具有更复杂的运动结构，因此更加昂贵。外骨骼可进一步分成三种类型。
[0009] 矫正器(orthoses)构成第一类型的外骨骼。矫正器的目的在于当执行日常任务时物理地支撑人体。HAL-5全身外骨骼是这样的矫正器的示例("Robot suit HAL",http://www.cyberdyne.jp/english/robotsuithal/index.html)。这样的矫正器的另一示例是Myomo机器人("Myomo,"http://www.myomo.com/myomo_product_stroke_rehabilitation_arm_brace_tech nology_overview.asp)，一种肘部矫正器。另一已知的矫正器是Rewalker(A.Goffer的美国专利7,153,242“Gait-locomotor apparatus”)。与Myomo不同，Rewalker矫正器特别为下肢构建以在步态运动中支持用户。
[0010] 第二类型包括增强外骨骼。这些机器人设计用于健康用户，并且旨在 帮助用户实现需要高肌肉强度的重载任务。这种类型的一个早期代表示例是Exos ArmMaster(V.Bin Massie、Thomas AN.H.、Vayner的专利申请WO/1995/032842“Sensory feedback exoskeleton armmaster”)，一种具有5自由度的上肢外骨骼。增强外骨骼的另一示例是BLEEX(A.Zoss、H.Kazerooni和A.Chu发表于Mechatronics,IEEE/ASME Transactions on的2006年第11卷no.2第128-138页的Biomechanical design of the berkeley lower extremity exoskeleton(BLEEX))。与Exos ArmMaster不同，BLEEX是被开发用来增强在地形恶劣地区长时间工作的人的肌肉力量的下肢外骨骼。为人体增强设计的另一外骨骼是XOS 2机器人("XOS 2Exoskeleton",http://www.ray1lieon.com/newsroom/technology/rtno8_exoskeleton/)。类似于BLEEX，XOS 2还是设计用于对身体具有挑战性的任务；但是XOS 2用于上身。
[0011] 最后，第三类型外骨骼是专门为康复设计的。与其他两类不同，康复机器人被设计用于临床应用。因此，这种类型的大部分机器人利用固定基座置于地面并且不移动。
[0012] 当设计用于康复的外骨骼时，人体关节轴与机器人轴的对应是必要条件。康复外骨骼中可能的未对准会引起不舒适或疼痛，甚至会导致关节的脱臼。调节机器人关节轴以匹配人体关节轴是繁琐的过程，需要占用10-15分钟的宝贵治疗时段。导致关节未对准的三个主要原因是：首先，人体关节不能被建模成为简单的转动关节。例如，肩关节除了三个旋转自由度之外，还具有两个额外的平移自由度运动(对照图1)。除了两个平移自由度的分开运动之外，肩部的竖直平移与关节的高度旋转略微关联。这种关联被称为肩肱节律(对照图2)。其次，在不使用特定成像技术的情况下，在外部不能确定人体关节的精确位置。利用裸眼来观察骨头的位置只能提供对关节的可能对准的基本概念。关节的精确运动表现出人体之间的广泛变化，这是由于这种运动依赖于肱骨的尺寸和取向、关节联接表面的形状和由韧带、包膜和肌腱所施加的约束。最后，人的肢体在外骨骼上的放置会随着疗程不同而改变，即使这些改变已知，仍然需要完成关节重新对准。
[0013] 康复外骨骼的已知示例是ARMin机器人(T.Nef、M.Mihelj、G.Kiefer、C.Perndl、R.Muller和R.Riener发表于Re-habilitation Robotics,2007.ICORR 2007.IEEE 10th International Conference on,2007,pp.68-74的"ARMin-Exoskeleton for arm therapy in stroke patients")。这种机器人的第一代ARMin I由外骨骼肘和连接到末端执行器型肩部机构的前臂。ARMin I的肩部机构被建模为3自由度球形关节。因为人体肩部具有5个自由度，所以ARMin I不能对患者施加人体工学运动。下一代的机器人ARMin II(M.Mihelj、T.Nef和R.Riener发表于Robotics and Automation,2007IEEE International Conference on,2007,pp.4120-4125的"ARMin II-7DoF rehabilitation robot:
mechanics and kinematics")通过将额外的竖直平移自由度增加到肩部关节来大幅度降低人体工学问题。另一方面，附加自由度增加机器人的运动复杂性。在最终版本ARMin III(T.Nef、M.Guidali和R.Riener发表于Applied Bionics and Biomechanics,vol.6,no.2,pp.127-142,2009的"ARMin III-Arm therapy exoskeleton with an ergonomic shoulder actuation")中，通过取消被动机器人元件来简化肩部关节，并且通过圆形肩部关节运动来实现人体工学运动。因为ARMin III具有更简单的运动结构，相对于ARMin II来说成本降低，因此也使机器人的人体工学降低。结果，ARMin III不能完全对应于人体关节。
mechanics and kinematics")通过将额外的竖直平移自由度增加到肩部关节来大幅度降低人体工学问题。另一方面，附加自由度增加机器人的运动复杂性。在最终版本ARMin III(T.Nef、M.Guidali和R.Riener发表于Applied Bionics and Biomechanics,vol.6,no.2,pp.127-142,2009的"ARMin III-Arm therapy exoskeleton with an ergonomic shoulder actuation")中，通过取消被动机器人元件来简化肩部关节，并且通过圆形肩部关节运动来实现人体工学运动。因为ARMin III具有更简单的运动结构，相对于ARMin II来说成本降低，因此也使机器人的人体工学降低。结果，ARMin III不能完全对应于人体关节。
[0014] 人体工学肩部关节是MGA外骨骼机器人的一个主要设计标准(C.Carignan、M.Liszka和S.Roderick发表于Advanced Robotics,2005.ICAR'05.Proceedings.,12th International Confer-ence on,2005,pp.524-531的"Design of an arm exoskeleton with scapula motion for shoulder rehabilitation")。类似于ARMin III，MAG外骨骼也在圆形路径上对肩部运动进行建模以维持人体工学。具体地，MGA外骨骼通过使用与形成球形关节的3个致动器相连的额外的致动旋转关节而允许主动调节肩胛骨旋转。因此，MGA外骨骼不能引起人体肩部的5自由度运动，连接长度的调节对于每个患者都是必要的，从而产生的肩部运动十分接近真实的运动。
[0015] W.Chen、C.Xiong、R.Sun和X.Huang发表于Proceedings of the 2nd International Conference on Intelligent Robotics and Applications,ser.ICIRA'09.Springer-Verlag,2009,pp.1097-1110的文献"On the design of exoskeleton rehabilitation robot with ergonomic shoulder actuation mechanism"描述了对具有分开的肩部运动的上肢外骨骼机器人的开发。机器人的肩部被设计为具有6个自由度运动结构并且在额外自由度的帮助下，支持不同患者的肩部人体工学。另一方面，额外的自由度为机器人带来运动复杂性，增加肩部机构的占地面积和重量。
[0016] Dampace外骨骼是完全被动的基于止动的康复机器人，其使用被动对准机构来引起盂肱活动(A.Stienen、E.Hekman、F.Van der Helm、G.Prange、M.Jannink、A.Aalsma和H.Van der Kooij发表于Rehabilitation Robotics,2007,ICORR 2007,IEEE 10th International Conference on,2007,pp.820-826的"DAMPACE:Dynamic force-coordination trainer for the upper extremities")。该机器人具有4自由度受控自由度，其中3个自由度位于肩部，1个自由度位于肘部。但是，肩部上还具有可以引起肩肱节律的2个自由度自对准机构。此外，Dampace具有被动重力补偿机构，其仅允许机器人重量的一小部分被用户传递。
[0017] Limpact(A.Stienen、E.Hekman、H.ter Braak、A.Aalsma、F.van der Helm和H.van der Kooij发表于Biomedical Engineering,IEEE Transactions on,vol.57,no.3,pp.728-735,2010的"Design of a rotational hydroelastic actuator for a powered exoskeleton for upper limb rehabilitation")是基于Dampace的机械设计的主动外骨骼。该外骨骼的特征还在于用于肩部关节的被动对准，并且被液压致动。被动对准机构不能在盂肱活动练习期间辅助/阻止患者。此外，这些机构不能承受大的力。
[0018] 除了关节对应之外，减小外骨骼的重量已经成为活跃的研究课题。L-exos机器人使用线缆驱动致动系统来将机器人的电机放置在外骨骼外部并且降低重量(A.Frisoli、M.Bergamasco、M.Carboncini和B.Rossi发表于Stud Health Technol Inform,vol.145,PP.40-54.2009的"Robotic assisted rehabilitation in virtual reality with the L-EXOS")。
[0019] 类似于L-exos，CADEN-7是另一线缆驱动外骨骼(J.Perry、J.Rosen 和S.Burns发表于Mechatronics,IEEE/ASME Transactions on,12,no.4,pp.408-417,2007的"Upper-limb powered exoskeleton design")。对于轻质和高后驱动性，CADEN-7不用于L-exos之处在于在腕部机构上具有附加关节，相应地能够具有更宽的练习范围。
[0020] 上肢康复机器人的另一示例是T-WREX(R.Sanchez、J.Liu、S.Rao、P.Shah、R.Smith、T.Rahman、S.Cramer、J.Bobrow和D.Reinkensmeyer发表于Neural Systems and Rehabilitation Engineering,IEEE Transactions on,vol.14,no.3.PP-378-389,2006的"Automating arm movement training following severe stroke:Functional exercises with quantitative feedback in a gravity-reduced environment")。T-WREX机器人具有两个电机以驱动肩部关节，第三电机被串联以使得整个肩部机构沿圆形轨迹运动。总之，机器人的肩部关节具有4个自由度，其中两个自由度相关联；因此，机器人不能完全对应于所有患者的人体肩部。
[0021] SAM外骨骼除了轻质之外还控制机动性(P.Letier、M.Avraam、S.Veillerette、M.Horodinca、M.De Bartolomei、A.Schiele和A.Preumont发表于Intelligent Robots and Systems,2008.IROS 2008.IEEE/RSJ International Conference on,2008,pp.3501-3506的"SAM:A 7-D0F portable arm exoskeleton with local joint control")。该机器人是7自由度机构，其中3个自由度被分配用于肩部关节运动。因此，尽管SAM提供机动性，但是不能保留用于人体工学治疗的关节对应。对于康复外骨骼设计的另一考虑时实现高刚性。
[0022] 具有四个自由度的ABLE外骨骼被设计为承受作用在机器人的手部模块上的大力(P.Garrec、J.Friconneau、Y.Measson和Y.Perrot发表于Intelligent Robots and Systems,2008,IROS 2008,IEEE/RSJ International Conference on,2008,pp.1483-1488"的ABLE,an innovative transparent exoskeleton for the upper-limb")。因为机器人的整个臂被建模为4自由度，该机器人不能完全维持关节对准。
[0023] 与在具有肩部关节的情况一样，生物医学研究表明膝关节的旋转轴也在膝弯曲和拉伸过程中明显平移。该关节轴的平移称为前后平移，并在图 4中示出。膝部的运动模型表明前后平移的幅度对于健康人来说可以超过19mm(Y.Li,J.Huegel、V.Patoglu和M.O'Malley发表于EuroHaptics conference,2009and Symposium on Haptic Interfaces for Virtual Environment and Teleoperator Systems.World Haptics 2009,Third Joint,2009,pp.332-337的"Progressive shared control for training in virtual environments")。平移量随着弯曲和拉伸角度而变化，并且对于每个个体都是独特的，这是因为平移量严重地依赖于骨头的尺寸和取向和关节联接表面的形状。此外，实践中，人体关节与机器人轴的对准不能被精确地处理，这是因为从人体外部不能确定人体的精确关节中心。
[0024] 尽管近来的若干研究集中于肩部关节的复杂运动，但是还没有可以适应前后平移的下肢外骨骼或用于膝部关节的关节特定康复设备。最流行的下肢康复机器人Lokomat(R.Riener、L.Liinenburger和G.Colombo发表于Veterans Admin,Journal of Rehabilitation Research and Development,2006的"Human-Centered Robotics Applied to Gait Training and Assessment"和G.Colombo、M.Joerg、R.Schreier和V.Dietz发表于Journal of Rehabilitation Research and Development,vol.37,no.6,pp.693-700,2000的"Treadmill training of paraplegic patients using a robotic orthosis")在其膝关节处采用DC电机驱动的简单旋转关节。另一已知的步态康复机器人LOPES步态训练器(J.F.Veneman发表于Ph.D.dissertation,Enschede,December 2007的"Design and evaluation of the gait rehabilitation robot lopes"，可通过http://doc.utwente.nl/58o93/获取)利用具有对抗致动的一系列弹性来实现膝关节的可变刚性，但是将人体膝部的运动建模为纯旋转运动。ERF膝部(C.MavToidis等人发表于Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation,vol.2,no.1,p.18,2005的"Smart portable rehabilitation devices"，可通过http://www.jneuroengrehab.eom/content/2/1/18获取)是一种用于膝部练习的关节特定便携机构，并且构造成使用基于电流变流体的旋转致动器，该旋转致动器还采用用于膝部的简单铰链模型。与主动康复机器人不同，膝部的复杂运动被普遍承认，并且这些运动被结合在大部分假体和矫正设备的设计中。例如，Jaipur膝部("Jaipur knee"， http://remotiondesigns.org/jaipurknee.html)是一种为截肢患者设计的膝部假肢，并且通过在运动过程中改变人体膝部的旋转中心来模仿人体膝部的运动。类似地，已经提出用于膝关节康复的自调节矫正器(V.Cai、P.Bidaud、V.Hayward和F.Gosselin发表于Proceedings of the 14th LASTED International Conference on Robotics and Applications,2009,pp.215-223的"Design of self-adjusting orthoses for rehabilitation")。应当注意，这些是被动设备并且不能主动地干预来帮助患者完成康复练习。
发明内容
发明内容
[0025] 通过根据本发明第一方面的外骨骼来解决上述问题。
[0026] 具体地，这通过用于人体的外骨骼来解决，该外骨骼包括关节元件，关节元件通过末端执行器安装件直接或间接地与人体的关节相互作用，其中末端执行器安装件布置成在平面中执行任意平面平行移动，从而能够实现末端执行器安装件相对于关节元件的主体的叠加的平移和转动。外骨骼的这种设置能够实现对关节(即，外骨骼的关节和人体关节)轴的优异调节，同时保证平移和转动。具体地，与外骨骼附连到主体的差别和患者的组织结构差别独立地，外骨骼自对准人体关节的移动。
[0027] 优选地，关节元件包括并联机构，优选为3-RPR、3-RRR、3-PRR、3-RPP、3-RRP或3-PRP机构。这样的并联机构能够在平面中任意移动和转动，从而能够实现末端执行器安装件的期望移动。
[0028] 优选地，末端执行器安装件包括至少三个平移轴，其中轴刚性连接到末端执行器安装件，其中轴布置成与末端执行器的任意平面平行移动的平面平行，并且其中轴布置成彼此具有夹角。
[0029] 在优选实施例中，末端执行器包括三个平移轴，两个轴之间的夹角是100°-140°，优选为120°。使用三个轴确保末端执行器安装件的几何限定移动，同时使摩擦最小化。轴之间的夹角范围还支持对移动的这种限定和改进摩擦。
[0030] 优选地，关节元件相对于与关节元件相互作用的人体关节为自对准。这是当前设备的一个主要优点，这是由于设置阶段与现有康复设备工作时 所需要的设置阶段相比可以被显著地缩短。
[0031] 优选地，轴分别由直线轴承引导，其中，直线轴承相对于主体在一个或多个环形路径上能够独立地移动，其中，环形路径布置成与末端执行器安装件的任意平面平行移动的平面平行。关节元件的这种构造提供了改进的运动学，以实现末端执行器安装件在平面中的任意平面平行移动。
[0032] 优选地，直线轴承能够沿着一个公共环形路径移动。这提供紧凑的构造，但是也可以想到不同的环形路径，其中，例如，末端执行器安装件的范围仅沿着一个方向明确地增大。
[0033] 优选地，外骨骼的直线轴承分别相对于(多个)环形路径由转动轴承支撑，其中，转动轴承的转动轴布置成垂直于末端执行器安装件的任意平面平行移动的平面。
[0034] 优选地，轴包括被支撑在直线轴承的相应开口中的直连杆。优选地，转动轴承连接到同心的环。
[0035] 优选地，外骨骼的直线轴承中的一个或多个或全部由相应的电动机沿着(多个)环形路径被独立地主动驱动，电动机优选驱动所述同心的环。以此方式，人体关节可以按照其天然复杂性被主动地移动，包括叠加的平移和转动。
[0036] 在另一实施例中，外骨骼的直线轴承中的一个或多个或全部由基于线缆的致动器沿着环形路径被独立地主动驱动，致动器优选驱动所述同心的环。可以有不同的致动和传动方法，包括电动机、线缆、弹簧、液压等。
[0037] 在另一实施例中，通过布置末端执行器安装件以通过人体关节在平面平行移动的平面内的移动来驱动直线轴承中的一个或多个或全部，关节元件被动地被驱动。关节元件因此能够通过人体关节的平移而被动地移动。这可以用于测量人体关节的运动或力或运动与力两者，或者借助于外骨骼向人体的运动施加阻力。
[0038] 优选地，利用如弹簧的阻抗元件来抵抗直线轴承中的一个或多个或全部。通过这些阻抗元件，外骨骼可以例如用作在负载下进行测量的测量装置或用作训练装置。
[0039] 优选地，外骨骼还包括力施加装置，以将阻力施加到直线轴承的诱导 运动。这些装置又可以有助于诊断，但是还特别有助于训练。在具体实施例中，外骨骼包括附连到末端执行器安装件以测量施加到人体关节或人体关节的力/转矩的力/转矩传感器。
[0040] 优选地，直线轴承中的一个或多个被主动独立地驱动，利用如弹簧或制动器的阻抗元件来抵抗剩余的直线轴承。在本实施例中，某些自由度被致动，利用弹簧、制动器等抵抗其他自由度。
[0041] 优选地，外骨骼还包括用于测量或标示运动、力或它们与人体关节的关系的测量装置。这有助于诊断以及确定康复过程的进展。通过测量人体关节运动和人体关节力之间的关系，可以进行如阻抗/紧张测量。
[0042] 通过使用上文限定的外骨骼来主动地移动人体关节和/或测量人体关节的运动和/或测量人体施加的关节力和/或测量人体关节运动和人体关节力之间的关系和/或被动施加对人体关节的运动的阻抗，也可以解决上述问题。附图说明
[0043] 参照附图公开本发明的下列优选实施例：
[0044] 图1示出肩部和肘部运动。
[0045] 图2示出在肩部的肩肱节律。
[0046] 图3示出用作肩-肘外骨骼的根据本发明的外骨骼的实施例的概念设计。
[0047] 图4是膝关节在屈曲/拉伸运动过程中前后平移的示意图。
[0048] 图5示出附连到人体膝部的根据本发明的外骨骼的实施例的一部分。
[0049] 图6示出说明所使用的轴和夹角的图5的外骨骼的关节元件的实施例。
[0050] 图7A以俯视图示出图6的关节元件的实施例。
[0052] 图8示出具有内置力/转矩感测的根据本发明的外骨骼的关节元件的另 一实施例。三个负载元件和转矩元件附连到末端执行器以测量施加的力/转矩。
[0053] 图9示出具有自对准关节元件的串联弹性致动的根据本发明的外骨骼的关节元件的另一实施例。测量附连到末端执行器安装件的柔性机构的变形以估计施加的力/转矩。
[0054] 图10示出具有通过线缆致动器的自对准关节元件的可变阻抗对抗致动的根据本发明的外骨骼的关节元件的另一实施例。
[0055] 图11是阻抗控制架构的框图。
[0056] 图12示出使用用于膝关节的典型轨迹测试的控制器的位置跟踪性能。用于测试位置跟踪性能的路径是膝关节的胫骨平移的大致可视化路径。在期望的路径中，在90°膝部伸展过程中膝关节的中心平移高达15mm。
[0057] 图13示出可以用作根据本发明的外骨骼的实施例的关节元件的六个不同并联机构的示意图。
[0058] 图14示出包括由基于线缆的致动器驱动的关节元件的详细正视图D的三维视图。
具体实施方式
[0059] 参照附图描述下文的用于人体的外骨骼的优选实施例。如适用，则一个实施例的特征可以用于其他实施例中。
[0060] 外骨骼1可以用在很多人体关节中，包括但不限于膝盖、肩部、髋部/骨盆、踝和脊柱。
[0061] a.3自由度自对准关节元件的设计
[0062] 一般地，如图13所示的具有六种变化的并联机构可以用作实施用于根据本发明的外骨骼1的关节元件2的基础机构。为康复、人体增强、人体测量和很多其他目的在外骨骼1中使用这样的运动学特性确保人体工程学、用于关节移动的大范围运动、传送和测量关节平移以及关节转动的能力、由于不需要校正而实现易于附连以及其他很多优势。应当注意，外骨骼当然可以用于动物。
[0063] 3-RRP机构优选作为用于实施自对准关节元件的基础机构，因为该机构能够维持覆盖旋转轴没有固定的关节的复杂运动的所有必要移动。具体地，3-RRP平面并联机构具有3个自由度，这包括平面中的平移和沿着垂直轴的转动。由于3-RRP机构的具有封闭运动链的运动结构，3-RRP机构当与其串联相应机构对比时特征在于高带宽和位置精度。此外，3-RRP机构的工作空间覆盖大的转动范围，这实施在屈曲和拉伸练习过程中转动通常超过180的肩部关节所需要的。3-RRP表示机构包括3个关节，其中，这三个关节中的每一个能够绕两个不同的转动轴转动并且能够沿着一个移动(prismatic)轴移动。下划线表示一个转动轴被驱动。在图6、图7A和图7B所示的示例中，3-RRP机构包括分别由三个关节(轴承10、20、30)引导的三个轴16、26、36，三个关节分别绕穿过点O的竖直轴转动，产生轴承10、20、30的环形路径(“R”)，并且三个关节附加地绕竖直转动轴承12、22、32(“R”)转动，并最终使得连杆17、
27、37能够在轴承10、20、30内线性移动(“P”)。连杆17、27、37分别与轴16、26、36共线。
27、37能够在轴承10、20、30内线性移动(“P”)。连杆17、27、37分别与轴16、26、36共线。
[0064] 从图6可以看出，在关节元件2中使用的3-RRP机构由五个刚性体3、18、28、38和对称体4组成。体3表示固定框架，体18、28、38具有围绕点O的固定连杆的简单旋转，而对称末端执行器安装件4通过分别在点P、Q和R处搭配的直线轴承10、20、30和转动轴承12、22、32附连到体18、28、38。平面单位矢量的公共输出表示为 每个体的基本矢量在图6中示出。在附图中，点O固定在体3中，点P固定在体28中，点Q固定在体18中，点R固定在体38中，点Z固定在末端执行器安装件4中。
[0065] 机构的尺寸如下限定：固定距离OP定义为l1、OQ定义为l2并且OR定义为l3，而距离ZP定义为s1、ZQ定义为s2并且ZR定义为s3。线l和 矢量之间的夹角是q1，l和 之间的夹角是q2，l和 之间的夹角是q3。所有夹角在逆时针测量是为正。
[0066] 为进行运动分析，机构的输入设置成夹角q1、q2和q3(即，连杆S、T和V被致动)和它们的时间导数。在初始构造中，矢量平行于 系 统的输出被定义为当从固定点O和体的取向E测量时相对于体N测量的末端执行器安装点的位置Z。具体地，输出的标量变量定义为[0067] 和
[0068] 其中， 是点O和Z之间的位置矢量。
[0069] b.3-RRP机构的运动学
[0070] 外骨骼的正向和逆向运动学两者分别在构造和运动层级得出。
[0071] 1)构造层级运动学：为易于计算，三个辅助参照系即K、L和M定义为：从Z延伸到P，从Z延伸到S， 从Z延伸到R，而 使用辅助参照系，规定机构的几何形状的矢量回路方程式可以表示为
[0072]
[0073]
[0074]
[0075] 参照系(通常为3个)中的一个中表示矢量回路，这些矢量方程式产生6个独立的标量方程，这形成构造层级运动学的求解的基础。
[0076] a)构造层级正向运动学：在之前的分段中得出的三个矢量方程式服从于具有六个未知数的六个非线性标量方程。给出q1、q2和q3，为x、y和θ(和中间变量s1、s2和s3)解析求解这些非线性方程式得出
[0077]
[0078]
[0079]
[0080] 其中，
[0081]
[0082]
[0083]
[0084] c11＝l1cos(q1)；c12＝l1sin(q1)
[0085] c21＝l2cos(q2)；c22＝l2sin(q2)
[0086] c31＝l3cos(q3)；c32＝l3sin(q3)
[0087] b)构造层级逆向运动学：给出x、y和θ，可以通过使用Chace提出的矢量叉积方法(M.A.Chace于1964年在密歇根大学的博士学位论文“Development and application of vector mathematics for kinematic analysis of three-dimentional mechanisms”)，如下针对关节转动q1、q2和q3解析求解逆向运动学问题，
[0088]
[0089]
[0090]
[0091] 其中
[0092]
[0093] K2＝xsin(θ+π)-ycos(θ+π)
[0094]
[0095]
[0096]
[0097]
[0098]
[0099]
[0100]
[0101] 2)运动层级运动学：通过对针对构造层级运动学得出的矢量回路方程式进行时间求导来得出运动层级运动学方程式。通过将矢量方程式投影在 和 单位矢量上可以获得六个独立的标量方程式。
[0102] a)运动层级正向运动学：给出 和 可以针对末端执行器安装件速度(以及中间变量 和 )如下求解运动层级正向运动学的 和 问题，
[0103]
[0104] 其中，
[0105]
[0106] 并且
[0107] b)运动层级逆向运动学：给出运动层级正向运动学的求解，通过线性代数的平凡应用可以求解运动层级逆向运动学问题；因此，为节省篇幅省略讨论该求解。
[0108] c.自对准关节元件的实施例
[0109] 图7示出基于可以应用于例如膝盖或肩部关节的3-RRP机构的外骨骼1的自对准关节元件2。元件2、18、28、38的环由铝制造，并且每个环18、28、38利用具有三个球形特氟龙滚轴52a、52b、52c的三个辅助部件50a、50b、50c来支撑。皮带传动用于将来自直接驱动电动机15、25、35的动力使用皮带11和铝滑轮13、23、33传输到环18、28、38，皮带11分别固定到铝环
18、28、38，铝滑轮13、23、33分别附连到每个直接驱动电动机15、25、35的传动轴。在本实施例中，传动比对于肩部设定为25，对于膝关节应用设定为5.6。
18、28、38，铝滑轮13、23、33分别附连到每个直接驱动电动机15、25、35的传动轴。在本实施例中，传动比对于肩部设定为25，对于膝关节应用设定为5.6。
[0110] 皮带11放置在环18、28、38内部，以使得机器人的致动器可以被定 为在环内部，减小机构的占地面积。与直接驱动致动不同，皮带传动提供转矩放大，并同时能够实现三个环18、28、38的同心布置。皮带传动是优选的，这是由于皮带传动成本低并且能够在具有各种尺寸和特性的情况下广泛应用。环18、28、38的运动使用铝连杆80、90、100被传送到上平面，这些铝连杆80、90、100通过直线和转动轴承与连杆17、27、37结合，连杆17、27、37优选为碳纤维管。最后，能够实现末端执行器安装件4的低重量和高刚性实施的碳纤维管连接到关节连接件2的末端执行器安装件4，其中每个管19、29、39之间的夹角为120°。
[0111] 使用具有180mNm连续转矩输出的直接驱动石墨电刷DC电动机来致动外骨骼。直接驱动致动器是优选的，这是因为它们可高度向后驱动。在正交解码下，附连到电动机的光学编码器具有2000每转计数的分辨率。机器人设计成特征在于对称结构，以使得机器人具有高运动学等轴性并且可以应用于左侧和右侧肢体。
[0112] 自对准关节元件的第一个原型具有大的平移工作空间，分别针对肩部沿着x和y轴覆盖高达120mm的平移并且针对膝关节应用沿着x和y轴覆盖高达180mm的平移。自对准关节元件还可以维持绕垂直轴的无限转动。
[0113] 图5示出附连到人体膝部的外骨骼。类似地，图3示出在肩肘外骨骼中实施的自对准关节元件。
[0114] 图14示出通过基于线缆的致动器驱动的关节元件2的另一实施例。致动器(未示出)驱动鲍登线60、62、64，鲍登线60、62、64以滑轮状方式驱动环18、28、38。为此，鲍登线60、62、64的内部线缆被引导绕过环18、28、38的外周。如在其他实施例中一样，直线轴承10、20、
30通过连杆附连到从动环18、28、38。
30通过连杆附连到从动环18、28、38。
[0115] 当然，如果外骨骼被附连到该外骨骼的人体运动被动地驱动，则鲍登线60、62、64可以用于将末端执行器安装件4的运动传送到传感器或阻抗元件(例如弹簧或制动器(未示出))。
[0116] d.阻抗控制器的合成
[0117] 由于使用可后驱动电机并且利用低传动率，关节自对准关节元件2以 及外骨骼1可高度后驱动。结果，可以实施用于自对准关节元件2的基于模型的开环阻抗控制器，以控制相互作用力、减少对力传感器的需求。用于控制设备的整体控制架构在图11中示出。应注意，增强由阻抗控制器提供的逼真阻抗，末端执行器安装件4可以仍然装有力/转矩传感器40、41，以实现闭环阻抗控制。
[0118] 在图11中，q和 表示关节的实际位置和速度，和 表示实际和期望的任务空间速度，Fd表示作用在自对准关节元件2上的期望的力，J是自对准关节元件的雅克比矩阵，τ和τd是实际和期望的致动器转矩，M是关节元件质量矩阵，C和 是实际和模型离心力和科里奥利力矩阵，N和 是uff是来自基于模型的扰动估计的前馈补偿项，而d表示作用在系统上的物理扰动。在控制架构中，测量的致动器速度乘以雅克比矩阵，获得实际末端执行器安装件速度。实际和期望的末端执行器安装件速度的差被馈送到阻抗控制器，计算期望的力。然后，期望的力乘以雅克比转置矩阵，获得期望的关节转矩。期望的关节转矩加上使用关节元件的动态模型估计出的前馈转矩，即科里奥利力、离心力和重力矩阵。因为作用在关节元件上的扰动是物理扰动并且根据环境改变，所以施加到物理关节元件的总转矩包括这些寄生效应。如果力传感器41可用于测量在末端执行器安装件4处施加的力，则测力的测量值和期望值之间的差可以被馈送到力控制器，实现闭环控制器。
[0119] 为了验证控制器的位置跟踪性能，使用用于膝关节的典型轨迹来测试。具体地，在转动轴15mm平移的同时，要求设备90°转动。参考信号要求在0.5Hz频率下，这确保针对膝部康复的足够快速运动。图12示出控制器的跟踪性能。对于提出的试验，计算误差的RMS值在平移中为1.112％，在转动中为0.006％。
[0120] e.试验特性
[0121] 表I示出3-RRP自对准关节元件的特征结果。沿着x和y方向的瞬间峰值和连续末端执行器安装件力分别被确定为1kN和80N。类似地，沿着转动轴的瞬间峰值和连续末端执行器安装件力分别被确定为170Nm和12.5Nm。末端执行器安装件分辨率被计算为沿着x方向为0.3252mm，沿 着y方向为0.5633mm，并且在转动方向上为0.0031rad(弧度)。自对准关节元件2的工作空间沿着x和y方向跨过从-60mm到60mm的范围，同时关节元件能够执行绕垂直轴的无限转动。虚拟壁效果的稳定性限制观察为沿着x方向是50kN/m，沿着y方向是42kN/m并且在转动中为1kN/rad。最后，特征结果证实自对准关节元件2是高度可后驱动的并且可以利用沿着x和y方向的3N的力被移动。由于可后驱动，包括关节元件2的外骨骼1即使在动力丧失时也可以确保安全性。
[0122] 表I
[0123] 3-RRP自对准关节的特征
[0124]标准 X Y Z
瞬时峰值力 1[kN] 1[kN] 170[Nm]
连续力 80[N] 80[N] 12.5[Nm]
末端执行器分辨率 0.013[mm] 0.022[mm] 0.0007[rad]
可达工作空间 -60到60[mm] -60到60[mm] ∞[rad]
虚拟壁效果 50[kN/m] 42[kN/m] 1[kNm/rad]
后驱动性 3[N] 3[N] 0.25[Nm]
瞬时峰值力 1[kN] 1[kN] 170[Nm]
连续力 80[N] 80[N] 12.5[Nm]
末端执行器分辨率 0.013[mm] 0.022[mm] 0.0007[rad]
可达工作空间 -60到60[mm] -60到60[mm] ∞[rad]
虚拟壁效果 50[kN/m] 42[kN/m] 1[kNm/rad]
后驱动性 3[N] 3[N] 0.25[Nm]
[0125] 类似地，表II表示3-RRP膝部外骨骼的试验特征结果。沿着x和y方向的瞬间峰值和连续末端执行器安装件力分别被确定为246.7N和18.4N。类似地，沿着转动轴的瞬间峰值和连续末端执行器安装件力分别被确定为38.2Nm和2.85Nm。这些力的值还已经在规定工作空间的临界点处被试验验证。
[0126] 计算的末端执行器安装件分辨率、由关节元件2跨过的工作空间、虚拟壁效果的稳定性限制和后驱动性的值对应于一般的特征值(参见以上所述)。
[0127] 表II
[0128] 3-RRP膝部外骨骼的特征
[0129]
[0130]
[0131] f.内置力感测、串联弹性致动和可变阻抗致动
[0132] 这部分介绍外骨骼1的自对准关节元件2的若干设计变化。具体地，图8示出具有内置力/转矩感测的实施例设计，图9中的设计的特征在于串联致动，图10中示出利用对抗致动的可变阻抗设计。
[0133] 通过将多轴力/转矩(F/T)传感器40、41附连到末端执行器安装件4可以实现用于闭环力/阻抗控制的力感测。另一方面，由于自对准机构的运动结构，还可以实施其他低成本方案。首先，代替使用多轴F/T传感器，低成本单轴力和转矩元件可以被嵌入到机构的末端执行器安装件4。在图8中示出具有三个负载元件41(其中一个负载元件是冗余的)和一个转矩元件40的这样的一个实施例。使用附连到刚性连杆的负载元件41，作用在机器人上的任务空间力可以通过计算力矢量沿着每个连杆的分量来容易地估计，同时施加到末端执行器5的转矩可以使用转矩元件40直接测量。
[0134] 由于传感器致动非并置，存在用于显式力控制的闭环增益的固有上限。因为闭环增益被确定为换能器的刚性和控制器增益的组合，所以对于高刚性力传感器，为保持系统的稳定性仅可以使用低控制器增益。因此，力控制器变得慢速，并且离控制器的扰动响应会不理想。串联弹性致动(SEA)是将力传感器的刚性传递给控制器的增益以实现更好的控制器性能的力控制策略。使用用于力控制的SEA是有利的，这是因为会减少对高精度力传感器/致动器的需求，并且能够通过对柔性连接元件的变形的典型位置控制对由致动器施加的力进行精确控制。具体地，SEA在致动器和环境之间引入柔性元件，然后策略并控制该柔性元件的变形。即，SEA将力控制问题转变成可以使用完善的运动控制策略解决的位置控制问题。SEA的其他优点包括在高于控制带宽的频率下系统具有低总体阻抗，这避免与 环境的强烈冲击。SEA的主要缺点是它们的低控制带宽，这是由于有意引入软的连接元件。由于连接件被制造的更加柔性，所以SEA的力分解改善；但是增加柔性会降低控制系统的带宽，为力的精度牺牲掉响应时间。
[0135] 图9示出利用SEA的自对准关节元件2的实施例。在本实施例中，柔性元件42放置在连杆17、27、37和3-RRP机构的输出5之间，根据获得作用在关节元件2上的力和转矩的低成本手段来测量该柔性机构的变形。具体地，图中的柔性体42被设计成3-RRP并联机构，因为该机构允许在平面中平移以及沿着垂直轴转动。因此，测量附连到末端执行器安装件4的柔性关节42的变形，可以估计作用在自对准关节2上的所有的力和转矩。具体地，柔性机构的固定框架(末端执行器安装件4)被附连到刚性连杆17、27、37，柔性关节42的输出附连到3-RRP机构的输出(末端执行器5)。柔性机构的关节42被设计成铰链凹口关节，得出关节的刚性函数和柔性机构的任务空间刚性，如在Kang(B.H.Kang、J.-Y.Wen、N.Dagalakis和J.Gorman发表于Robotics,IEEE Transactions on,vol.21,no.6,pp.1179-1185,2005上的“Analysis and design of parallel mechanisms with flexure joints”)中所述。柔性机构的独立关节移动可以使用线性编码器来测量，给出关节刚性，可以得出末端执行器安装件的F/T。测量的力的范围依赖于柔性关节设计，而系统的力分解依赖于编码器分辨率。
[0136] 在向致动器增加柔性时，为相互作用需要不同等级的刚性：具有良好扰动抑制特性的精确位置控制任务需要具有高刚性的致动器，而使用具有低刚性的致动器可以更好地调节冲击。因此，已经引入可变刚性致动器(VSA)。VSA是特殊类型的柔性机构，其特征在于通过受控的“弹簧状”元件可调节刚性。在设计VSA时，重要的是能够独立于致动器的构造来调节刚性。为实现这一目标，已经提出若干不同的方法。
[0137] 设计可变刚性致动器的最普遍方法的灵感来自人体肌肉，并且利用对抗致动。在设计对抗致动器的一个方法中，两个电动机连接到“弹簧状”柔性元件，这些柔性元件连接到输出连杆。这两个致动器的相反运动在一个元件上产生压力，在另一元件上产生拉力。在文献中已经示出，如果弹簧的力函数是非线性时(特别是如果该力函数是二次的)，这种共轭致动 器运动不会影响输出连杆位置的构造，但是会改变其刚性。类似地，如果两个致动器都沿着相同方向运动，则输出连杆的构造被改变，以保持其刚性。
[0138] 图10示出用于自对准关节元件2的可变阻抗致动的一个简单实施例。在本设计中，三个盘中的每一个由具有特殊边缘的子盘170的组合构成。盘上的内槽用于附接两个鲍登线154、164。鲍登线154、164根据对抗肌原理工作，并且每个线可以将盘拉动高达180°。鲍登线附连到非线性弹簧(或更一般地为阻抗)152、162以通过致动器150、160实现机械可变阻抗致动。
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