一种基于窄带物联网技术的下肢动力助行系统

孙福豪

（成都锦城学院 智能制造学院，四川 成都610213）

引言

当下社会老龄化逐渐加剧，独居在家的老人日渐增多。老人面临着各种问题，身体机能下降，在日常行动中十分不便。尤其是如厕、上下楼的时候，容易发生意外。但市面上助老器械或是使用不便，或是价格昂贵。让大批需要助老器械帮助的老人难以满足自身的硬性需求。

1 助行器械的市场现状

1.1 当前老龄化形势

当前我国老龄化情况日益严重（见表1），2019 年我国65 岁老人数量达到1.6 亿，占全世界65 岁及以上老人群体约23%，老人身体机能不断下降，日常活动将变得极为不便。

表1 中国65 岁以上老人占全世界比例

1.2 助老器械对老人的意义

据健康博览期刊文章《意外跌倒是老年人第一死因》一文所述[1]，意外跌倒已成为65 岁以上老人的第一死因，平均每年有30%的老人会发生跌倒，其中，二次跌倒的概率达15%。而跌倒死亡率则是达到了45.72/万（人），每天就有630 位老人因跌倒去世。

在65 岁以上老人中，有25%的老人行动不便，需要配置辅助器械，然而当前只有7.31%的老人配置了辅助器械。而之所以比例如此之小的原因就在于当前的助老器械难以满足老人的需求，从而导致了老人使用助老器械的比例低，使用的效果也不好。

1.3 当前助老器械的优缺点

1.3.1 简易助老器械 简易助老器械是以助行架、拐杖为主。这类助老器械结构简单，价格较低。主要原理为使用老人上肢力量作为辅助来弥补老人下肢力量的不足。通过为老人提供一个或多个额外的支撑点来避免老人因为身体机能的下降而无法控制平衡。

但这类助老器械局限性较大，有使用场地的限制，助行架、拐杖难以在上下楼中使用，瓷砖地板上有很大的隐患。更为重要的是，这类产品以上肢的力量来辅助行走，而老人本身身体状态不好，上肢的力量通常也不太够。所以，这类简易助老器械尽管由于其较低的价格使得普及广，但在实际运用时仍有各种问题困扰着广大老人用户[2]。

1.3.2 助行外骨骼 助行外骨骼主要是为下肢提供助力的设备，这类设备能够为人行走提供额外的动力。助行外骨骼能够帮助失能或半失能老人进行日常活动。通常具备复杂的传感器系统，能够通过传感器判断当前老人行动趋势，步态周期。从而帮助老人完成行走，上下楼梯，坐下起立等各类动作。

助行外骨骼各种功能都很强大，能为老人提供充足的动力，具有相当的灵活性，是现有助老器械中对老人的帮助最大的器械。但是它研发成本过高、技术难度大、造价昂贵、难以量产等。由于当前没能实现大规模的量产，且价格始终保持在几十万甚至上百万这样的高价，让绝大部分家庭都难以接受。

2 下肢动力助行系统的设计原理

2.1 结构设计

2.1.1 机构设计 本助行系统主体由硬铝7505 构成，该铝合金强度高、机械性能好、重量较轻。系统本体包括用于支撑人体的支撑机构，支撑机构包括腰部支撑架、与腰部支撑架铰接的大腿支撑架、与大腿支撑架铰接的小腿支撑架和与小腿支撑架铰接的足部支撑架，腰部支撑架和大腿支撑架的铰接与大腿支撑架和小腿支撑架的铰接均是通过第一关节机构铰接连接，小腿支撑架和足部支撑架通过第二关节机构铰接连接。

第一关节机构包括相互转动连接的内圈和外圈，与内圈固定连接的从动齿轮、与从动齿轮啮合的主动齿轮和与主动齿轮配合的驱动电机，且驱动电机安装在大腿支撑架上；大腿支撑架的两端分别设置有与外圈固定连接的弧形端和与从动齿轮固定连接的U 型端；小腿支撑架的两端分别设置有与从动齿轮固定连接且截面呈U 字形的第一连接端和与第二关节机构固定连接的第二连接端。

足部支撑架上还设置有与小腿支撑架平行的小腿副架和大腿副架，小腿副架两端分别与足部支撑架和大腿副架铰接，小腿副架、小腿支撑架、大腿副架和大腿支撑架均设置有与下肢贴合的弧形护板，任意两个正对的弧形护板通过捆扎带连接。

小腿支撑架和足部支撑架之间设置有踝关节回弹装置，腰部支撑架和大腿支撑架之间设置有髋关节回弹装置。

腰部支撑架背侧设置有中央处理装置和蓄电池，蓄电池与驱动电机通过通电开关相连，且通电开关与中央控制装置相连，第一关节机构设置有与中央控制装置相连的角度检测传感器，角度检测传感器用于检测内圈转动的角度值。

2.1.2 各结构之间的连接 为了便于第一关节机构安装，主动齿轮和从动齿轮为锥齿轮传动，从动齿轮两侧分别设置有连接轴和测量轴，连接轴、测量轴和从动齿轮三者的轴线重合，连接轴与内圈固定连接，测量轴用于安装角度检测传感器。

为了便于小腿支撑架或大腿支撑架与U 型端连接，U 型端相互平行两侧开有弧形缺口，且U 型端开口端端面开有与圆锥销配合的圆锥孔，连接轴通过半环形耳座与U 型端固定连接，且连接轴嵌入弧形缺口，半环形耳座开有与圆锥销配合的圆锥通孔。

为了防止U 型端与连接轴之间发生周向滑动，沿连接轴圆周方向设置有若干个卡位槽，卡位槽的截面呈圆台状，半环形耳座内侧设置有嵌入卡位槽的卡端。

第二关节机构包括与足部支撑架固定连接的球头和与套在球头上的球帽，且球帽与小腿支撑架一端固定连接，球头能够相对球帽转动，第二连接端与球帽固定连接。

第二关节机构包括与足部支撑架固定连接的第一固定端和与小腿支撑架固定连接且截面呈U 字形的第二固定端，第一固定端和第二固定端相互平行的两侧开有通孔，第一固定端通过铰接轴与第二固定端铰接连接，铰接轴上设置有角度检测传感器。

为了便于安装蓄电池和中央控制装置，腰部支撑架包括背板，背板外侧开有放置蓄电池的电槽口，且中央处理装置设置在背板外侧，背板截面呈弧形状。

2.1.3 工作原理 第1 步：启动系统，调整模式为行走模式，此时人体及装置处于站立静止状态。第2 步：按下开始按钮，此时人体重心前倾，A 腿（先迈出的腿）在控制单元的控制下迈出，B 腿整体前倾，踝、髋关节内的扭转弹簧1101 偏移初始位置，弹簧产生向拉回初始位置的扭矩，足部支撑架4 前方的辅助回弹弹簧1102处于压缩状态，足部支撑架4 后方的辅助回弹弹簧1102 处于拉伸状态。第3 步：A 腿完成摆动，脚掌落地，此时A 腿处于后倾状态，足部支撑架4 前方的辅助回弹弹簧1102 处于拉伸状态，足部支撑架4 后方的辅助回弹弹簧1102 处于压缩状态。第4 步：B 腿开始摆动，驱动电机503 转动，扭转弹簧1101 和辅助回弹弹簧1102 中储存的机械能释放，带动B 腿蹬地。A 腿由后倾变为前倾，扭转弹簧1101 和辅助回弹弹簧1102 状态改变。第5 步：B 腿落地，一个步态周期结束。2.1.4 具体设计 如图1 至图3 所示，下肢助力系统包括腰部支撑架1、与腰部支撑架1 铰接的大腿支撑架2、与大腿支撑架2 铰接的小腿支撑架3 和与小腿支撑架3 铰接的足部支撑架4，腰部支撑架1 和大腿支撑架2 的铰接与大腿支撑架2 和小腿支撑架3 的铰接均是通过第一关节机构铰接连接，小腿支撑架3 和足部支撑架4 通过第二关节机构铰接连接。

图1 下肢动力助行系统整体结构示意

图3 下肢动力助行系统踝关节结构示意

腰部支撑架1、大腿支撑架2 和小腿支撑架3 均为平板状，大腿支撑架2、小腿支撑架3 和足部支撑架4 的数量均为两个，设置在腰部支撑架1 的左右两侧，足部支撑架4 为平板状，且外形为鞋底状，足部支撑架4 中部位置设置有捆扎带802，用于将使用者的脚部固定。腰部支撑架1 包括背板101，截面呈弧形状。

大腿支撑架2 的两端分别设置有与外圈502 固定连接的弧形端201 和与从动齿轮505 固定连接的U型端202。第二连接端302 的结构U 型端202 的结构一样，第二连接端302 与连接轴507 的固定方式和附件也是一样的。沿连接轴507 圆周方向设置有4 个卡位槽1002，卡位槽1002 的截面呈圆台状，半环形耳座1001 内侧设置有嵌入卡位槽1002 的卡端1003。

足部支撑架4 上还设置有与小腿支撑架3 平行的小腿副架702 和大腿副架701，小腿副架702 两端分别与足部支撑架4 和大腿副架701 铰接，小腿副架702、小腿支撑架3、大腿副架701 和大腿支撑架2 均设置有与下肢贴合的弧形护板801，任意两个正对的弧形护板801 通过捆扎带802 连接。弧形护板801 内侧设置有弹性护垫层，弧形护板801 两端设置有圆环。小腿副架702、小腿支撑架3、大腿副架701 和大腿支撑架2 均设置有三个弧形护板801，小腿副架702 和小腿支撑架3 上的弧形护板801 一一对应，大腿副架701 和大腿支撑架2 上的弧形护板801 一一对应。

图2 下肢动力助行系统膝、髋关节结构示意

其中：1、腰部支撑架；101、背板；2、大腿支撑架；201、弧形端；202、U 型端；3、小腿支撑架；301、第一连接端；302、第二连接端；4、足部支撑架；502、外圈；503、驱动电机；504、主动齿轮；505、从动齿轮；506、测量轴；507、连接轴；601、球头；602、球帽；701、大腿副架；702、小腿副架；801、弧形护板；802、捆扎带；9、角度检测传感器；1001、半环形耳座；1002、卡位槽；1101、扭转弹簧；1102、辅助回弹弹簧。

2.2 主动驱动与被动驱动

2.2.1 主动驱动设计 主动驱动是由锥齿轮、减速电机组成的。减速电机不在关节处，而在腿部支撑架上。通过锥齿轮将电机转动轴向改变，以贴合关节带动腿部运动。本下肢动力助行系统通过中央控制装置控制驱动电机的转动，进而带动大腿支撑架和小腿支撑架运动，辅助老人行走。回弹装置使各个关节快速回到关节初始位置，省力且快速。整体结构简单，使用方便，制造成本低。

2.2.2 被动驱动设计 被动驱动装置核心部件为扭转弹簧。扭转弹簧具有将回转运动复原功能，当老人在运动时，通过将动能转化为扭转弹簧的弹性势能。踝关节所需力较小，无需使用主动驱动，采用被动驱动类型的踝关节回弹装置即可满足行走需求。

踝关节回弹装置包括扭转弹簧和辅助回弹弹簧，髋关节回弹装置包括扭转弹簧。扭转弹簧会把将关节拉回初始位置，回弹装置为限制行程的转动副，且回弹装置处于最大行程时，该回弹装置扭转弹簧的扭转角度在最大允许扭转角度内，辅助回弹弹簧形变量小于最大形变量。

回弹装置使各个关节快速回到关节初始位置，省力且快速。整体结构简单，使用方便，制造成本低。

2.3 数据的收集与窄带物联网的运用

2.3.1 窄带物联网原理 窄带物联网是属于物联网的一个新兴的技术，也是物联网的一个重要分支。窄带物联网的成本较低，使用时功耗小，续航时间长，且覆盖面积大。通过蜂窝网络的基础所搭建出来的。能够让助行系统连接到广域网，窄带物联网的适用于要求功耗低且网络连接要求高的设备。

2.3.2 窄带物联网的运用 本下肢动力助行系统采用窄带物联网作为设备连接网络，通过窄带物联网将传感器所得到的如步态数据、老人活动路径、所在位置、是否处于摔倒等异常状态等各种信息上传至云端。通过对这些数据的分析，我们能进一步优化助行系统。掌握老人的各种信息，方便不在老人身边的子女能够知道老人情况。

2.4 步态模型的建立与优化

2.4.1 CGA 步态数据库与模型建立 CGA 步态数据库是统计上千名身体数据不同的人在行走时各关节的数据，也就是步态周期内髋、踝、膝三个关节的角度变化数据。

我们将左腿右腿各迈一次称为一个步态周期，而统计身体数据不同的人们在步态周期中各关节角度变化数据，并将其归纳、总结。建立步态数据的数学模型，可得出身体各类数据对步态的影响，从而可以通过测量人们的身体数据就可以得到人们自身的步态数据。我们知道通过将老人的身体数据导入至步态模型得到老人的步态数据后，就可以让下肢助行系统带动腿部按符合老人的步态行走。

2.4.2 步态模型的优化 通过CGA 步态数据库建立得到的步态数据模型会由于样本数量较少，得到的数据结果误差较大。所以需要更多人的步态数据进行补充，所以本下肢动力助行系统可通过窄带物联网将使用者的步态数据进行上传。丰富步态数据库，优化建立的步态模型[3]，从而达到数据结果更精确，使用者使用起来更加方便。

3 下肢动力助行系统的创新与优势

3.1 相对于现有助老器械的创新

3.1.1 斜锥齿轮传动 通过两轴交角为90°的斜锥齿轮传动将电机所提供的传动方向进行改变，使其旋转运动的轴方向从平行与腿部转换到与关节转动的轴方向一致。一般的下肢外骨骼的电机都选择在关节处安装，需要体积小而功率大的电机，而斜锥齿轮则使得电机不必安装到关节处，安装到空间更大的腿部可降低电机选型成本，提高电机的选择空间。

我国的成年男性平均身高在168.2 cm，成年女性在156.7 cm。下面本研究以身高170 cm、体重70 kg来作为助行系统设计的参考身高来进行外骨骼设计。

步态周期中单条腿有支撑相与摆动相两种状态。支撑相指的是该腿着地的时期，摆动相则是该腿处于摆动时期。而腿部关节在行走时最大所需力矩一般出现在单腿支撑相时。如图4 所示，人在行走时右腿完成的一整段步态运动。包括了支撑相与摆动相各时期的姿态动作。

图4 单腿步态周期

通过参考文献[4]人体惯性参数的回归方程系数带入可得表2。

表2 身高170 cm、体重70 kg 的人体数据

模型相对复杂，因此选择使用拉格郎日法处理动力学问题。在求解时用绝对角度去求解质心位置的坐标更加方便，绝对角度描述人体环质心的运动学空间坐标[5]。

在单腿支撑相中，质心位置为：

式中：lj为杆件长度；di为杆件质心长度。

势能为：

动能为：

拉格朗日函数为：

求解时, 使用相对角度表示绝对角度,则可直接求出下肢关节力矩。

将表2 的人体数据代入公式（1）至公式（5）中，联立可得身高170 cm、体重70 kg 的人髋关节的最大力矩约在62 N·m 左右，而膝关节最大力矩值在45 N·m 左右。在脚与底面刚接触的时候，底面对脚底有冲击作用，髋关节的力矩大小由-28 N·m 到-62 N·m，膝关节的力矩大小由-25 N·m 到45 N·m。使用电机扭矩公式：

式中：T 为力矩（N·m）；P 为功率（kw）；N 为转速（r/min）。代入公式（6）我们可得身高170 cm、体重70 kg 的人需要最大功率约为67 W，考虑到个人身体因素及其他特殊情况，本系统选择使用功率为100 W 搭配减速器的伺服电机作为膝关节和髋关节（前后曲）的动力源[6]。

3.1.2 减少主动驱动 一般下肢外骨骼主动驱动有4组，分别是髋关节（左右旋）、髋关节（前后曲）、膝关节、踝关节这4 个关节。而下肢助行系统则只使用髋关节（前后曲）、膝关节两处为主动驱动，髋关节（左右旋）、踝关节这两处关节在行走时主要起支撑作用，所以将这两处主动驱动改为以扭簧为主的被动驱动结构。使得成本能够大幅度降低，电池只供电两组电机，相较于下肢外骨骼中的至少4 组电机，本系统的续航时间增加，提高了实用性。

3.1.3 通过步态数据库建立行走模型 预先输入用户步态数据，通过步态数据库建立行走模型。设备是通过建立的步态模型完成运动动作，而不是通过传感器进行实时运动。虽然比起下肢外骨骼会不够灵活，但研发难度会降低很多，同时，该系统的后续更新及其功能延伸则会更加方便。

3.2 助行系统在市场上所具备的优势

本系统是一种基于窄带物联网技术的下肢动力助行系统，结合下肢外骨骼和简易助老器械的优点，在实现为老人的行走提供动力的同时尽可能降低设备制造成本，提高普及性。相比于下肢外骨骼而言，下肢动力助行系统则是主要针对于仍有部分行动能力但日常行动又存在困难的人群。功能较单一，没有下肢外骨骼那么高的成本，但又比简易助老器械更实用。同时具有更强大的迭代能力，结合互联网、数据库等技术形成的强大优势。

4 结论

老人的晚景就是我们未来的愿景，人总会老去，在当下社会老龄化逐渐加剧的情况下，我们应当去解决老人所面临的这些问题。因为这也是我们自身将会遇到的问题。

本研究所设计的下肢动力助行系统旨在帮助行动不便但是仍有一定行动能力的老人。这部分老人数量庞大。普通助行器械满足不了需求，外骨骼又过于昂贵。本助行系统结构相对简单，制造难度与成本都比市面上外骨骼设备低很多。功能不够全面，但却能满足大部份老人的核心需求。这类下肢助行系统将有广阔的市场前景，是未来助老器械一个重要发展方向。