CN106109181A - 一种复位外骨骼关节及其外骨骼助力装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种复位外骨骼关节，包括转动连接的第一肢体和第二肢体，还包括设置在第一肢体与第二肢体之间的复位机构，该复位机构在第一肢体和第二肢体接近直立状态时提供回复力，促使关节恢复直立状态，在关节未受到显著转矩的情况下保持直立状态。其中复位机构可采用磁性吸引元件或楔块楔槽结构，还包括弹性蓄能机构，在第一肢体和第二肢体伸直的过程中释放弹力而助力。弹性蓄能机构为扭簧、拉簧、压簧或气推杆，所述第一肢体和第二肢体之间设置有限制其转动角度的限位机构。本发明结构简单，在不消耗外在能源的条件下通过机械的方式实现助力，并且能够实现被动弯曲到主动伸直过程中的复位。

Description

一种复位外骨骼关节及其外骨骼助力装置

技术领域

本发明属于机器人穿戴设备技术领域，具体涉及一种复位外骨骼关节及其外骨骼助力装置。

背景技术

外骨骼机器人是一种可穿戴在人体身体外部，并根据人体运动姿态或人脑意念，采用外部能源或便携式能源进行机械助力的主动式机械***。这种装备在军事领域，可以使士兵携带更多的武器装备，增强士兵的运动能力，有效提高单兵的作战能力；在民用领域，可以广泛应用于登山、旅游、消防、救灾等需要背负沉重物资，而车辆又无法通行的情况；在医疗领域，外骨骼机器人还可以用于辅助残疾人、老年人行走，也可以帮助暂时丧失运动能力的患者进行机能恢复训练。因此，具有很广阔的应用前景。关于主动式外骨骼机器人，比较著名的包括美国洛克希德马丁公司的Hulc下肢外骨骼机器人和Raytheon Sarcos公司的Xos2全身外骨骼机器人。

上述介绍的主动式外骨骼机器人确实能明显增强人体机能，但其弊端也很明显：装置需要依托大量高精度传感器和控制电脑实现主动控制，因此***复杂、故障率高；复杂的机械结构和高精度的元器件迫使装置研制成本高昂，限制了外骨骼机械的普及使用；并且需要电池等外部能源提供动力，因此严重制约了其续航里程。

为此，被动式外骨骼更具普及意义。所谓被动式外骨骼是指没有外部能源提供额外动力的外骨骼机械，这种被动式外骨骼目前研究较少。洛克希德马丁公司推出的Fortis下肢外骨骼属于被动式外骨骼。该装置没有外部的能源输入和动力机，主要作用是将穿戴者持有的工具通过各连杆机构将重力传至地面。因此，工厂员工在Fortis的帮助下可以长时间举持重型电动或气动工具进行大型设备加工。但这种装置主要用在穿戴者静止站立的情况下，并未考虑到穿戴者长途负重行走，以及爬升过程中人体克服负重势能做功的问题，故Fortis的各个运动关节均未采用任何复位与助力机构。

但若想使用被动式外骨骼辅助穿戴者在户外长距离负重行走，则运动关节非常需要复位和助力功能。特别是外骨骼的膝关节，需要在直立状态下才能利用连杆铰接的死点原理，将负重的重力高效的传至地面。然而穿戴者在行走过程中，膝关节始终处于弯曲和伸直的交替循环中，且任意时间内只有单侧膝关节伸直，此时所在侧的肢体恰为人体和负重的支撑腿。若要外骨骼辅助人体负重，则需外骨骼的膝关节能随人体所在侧的膝关节伸直时，也能迅速恢复直立状态。而没有复位功能的被动式外骨骼膝关节，当其趋于伸直状态时，不能够自动复位，必须要操作者刻意绷直腿部关节才能复位，这将明显影响人体行走的步态和外骨骼承重的效率。

另一方面，当人体在穿戴被动式外骨骼负重爬升的过程中，若外骨骼的运动关节，特别是膝关节处没有额外助力的话，人体则需要通过大腿肌肉的做功克服负重的重力势能。在负重的重力超出人体肌肉持续用力范围时，将明显加剧人体肌肉的疲劳速度。因此没有额外助力的被动式外骨骼关节，也将明显降低被动式外骨骼辅助人体负重行走的功效。

发明内容

鉴于以上所述现有技术的不足，本发明的目的在于提供一种复位外骨骼关节，能够实现关节的自动复位。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明技术方案如下：

一种复位外骨骼关节，包括第一肢体和第二肢体，第一肢体和第二肢体之间通过关节转动连接，还包括设置在第一肢体与第二肢体之间的复位机构和防止关节反向转动的限位结构，该复位机构在第一肢体和第二肢体接近直立状态时提供回复力，促使关节恢复直立状态，在关节未受到显著转矩的情况下保持直立状态。

采用上述结构，外骨骼关节在接近直立的状态下会产生回复力，促使外骨骼关节恢复直立状态，使关节在接近直立状态时，可以实现一定力度的自锁，确保关节可以高效的承力；不用再搭载电源等其他供能机构，大大简化了结构，不用操作者运动腿部主动将其伸直，操作方便。

进一步，所述复位机构包括设置在第一肢体上的磁铁以及设置在第二肢体上能够与磁铁相吸引的吸引元件，磁铁和吸引元件靠拢时，第一肢体和第二肢体处于伸直状态。吸引元件可以为钢铁等金属或磁铁。具有自动复位、直立自锁，可采用两挡块作为限位结构，在恢复直立时相抵，实现防止关节的反向转动。

进一步，所述复位机构由楔块楔槽机构和压紧机构实现，楔块与楔槽的方向可以与关节转动轴平行，也可以布置在关节转动轴的法向平面内，楔块和楔槽的个数可以为1-3个不等，并将其沿转动轴切线均匀布置。如将压紧机构和楔块安装在第二肢体的关节头上，则在第一肢体的关节头上设置对应的楔槽，在转动过程中，压紧机构使得楔块与楔槽的配合面保持紧贴，从而使得第一肢体与第二肢体朝向趋于直立的方向转动而复位。楔块楔槽机构由于只有单侧斜面，另一面为直立面，因此楔块只能在楔槽中单向滑动，另一侧只会使楔块与楔槽的直立面相碰，进而使得第一肢体与第二肢体之间只能正向弯曲而不能反向弯曲，实现限位。

进一步，还包括设置在第一肢体与第二肢体之间的弹性蓄能机构，该弹性蓄能机构在第一肢体和第二肢体被动弯曲时蓄能，在第一肢体和第二肢体伸直的过程中释放弹力而助力。

采用上述结构，外骨骼关节不仅在接近直立状态时，能在弹性蓄能机构预紧力的作用下回复直立状态，还可以在关节大幅度弯曲时，通过人体肌肉做功被动式蓄能，并在关节伸展过程中释放弹性势能，辅助人体 负重爬升。虽然从物理学角度，人体所耗散的总功并未减少，但由于降低了人体在负重爬升过程中肌肉的最大负荷，避免了肌肉的过度疲劳，所以从生理学角度，被动式助力外骨骼可以降低人体的体能消耗，起到助力的作用。不仅能复位，还能蓄能和助力。

进一步，所述弹性蓄能机构为扭簧，所述扭簧安装在关节上，扭簧一端抵在第一肢体上，另一端抵在第二肢体上。

进一步，所述第一肢体和第二肢体之间设置有限制其转动角度的限位机构。

所述限位机构可以为分别设置在第一肢体和第二肢体上的滑槽和滑块，两者在配合作用下通过滑槽两端的位置限制外骨骼关节在特定角度范围内转动。具体角度范围应该与人体相应关节的转动幅度相适应。特别的针对人体膝关节，转动幅度通常为0-135°，其中0°指大腿和小腿处于直立状态时，因此相应的外骨骼膝关节其转动幅度应该为0-135°，尤其是需要限位机构避免膝关节出现负角度转动，即向前弯曲，进而避免人体膝关节受伤。

进一步，所述弹性蓄能机构为拉簧、压簧或气推杆，所述弹性蓄能机构一端固定在第一肢体上，另一端通过拉线与第二肢体连接，所述拉线穿过第一肢体关节头的拉线孔，压在第二肢体关节头上的拉线槽中，所述第二肢体的关节头实际上是与第二肢体固定连接的等半径滑轮。第二肢体关节头的拉线槽末端具有拉线孔，拉线穿过第二肢体的拉线孔，并用拉线端头将拉线锁紧。当外骨骼关节弯曲时，第二肢体的关节头转动，并通过拉长拉线使弹性蓄能机构受力而蓄能；当外骨骼关节伸直时，弹性蓄能机构通过收回拉线，其产生的拉力与第二肢体关节头的滑轮所具有的半径共同决定助力机构对外骨骼关节所产生的转动力矩。进一步，所述弹性蓄能机构为拉簧、压簧或气推杆，所述弹性蓄能机构第一端固定在第一肢体上，在第二肢体的关节头上设置有滑轮，所述拉线一端固定在第一肢体上，拉线另一端绕过滑轮并与弹性蓄能机构的第二端连接。

即，将拉线绕过滑轮，两端分别固定在第一肢体上和弹性蓄能机构上，当第一肢体和第二肢体相对转动时，滑轮相对于第一肢体运动，使拉线拉动蓄能机构受力。该装置的滑轮是一种动滑轮机构，因此可以使弹性蓄能机构的助力程度翻倍。在相同刚度的压簧、拉簧或在相同气压和截面积的气推杆作用下，有动滑轮机构的装置助力效果要比没有动滑轮机构的装置助力程度大一倍。如想在使用相同的弹性蓄能机构的情况下，进一步产生更大程度的助力效果，则需采用多级动滑轮机构，同时弹性蓄能机构的弹性蓄能行程也会成倍的增长。

进一步，所述第一肢体或第二肢体的关节头为半径变化的偏心轮结构。实现外骨骼关节直立复位、小角度弯曲时微量助力，大角度弯曲时明显助力的功能。

假设偏心轮的外轮廓半径随弯曲角度α的变化曲线由R(α)决定，弹性蓄能机构的刚度为k，则任意弯曲 角度下外骨骼关节受到的助力转矩的微分形式为dT＝k·R²(α)dα。因此，具有偏心轮结构的外骨骼关节由直立状态到任意弯曲角度θ时，关节受到的助力转矩为可以看到，不管是助力转矩的增长速度dT，还是助力转矩的总值T，都与偏心轮半径的平方成正比。

其原因是外骨骼关节转动时，所述拉线压在偏心轮上，拉线的拉伸长度与偏心轮的周径相等，而偏心轮的周径则由关节弯曲角度和此处偏心轮的半径决定，因此相同的关节弯曲角度下，偏心轮半径越大，则拉线拉伸长度越大，进而弹性蓄能机构的形变程度越大；同时弹性蓄能机构对关节的助力转矩大小由弹性蓄能机构形变力大小和偏心轮半径共同决定，相同的形变力下，越大的偏心轮半径，其产生的助力转矩越大。利用偏心轮的上述特性，即便采用线性弹性蓄能机构，也可产生非线性的助力效果。

所述非线性助力的作用在于人体负重行走时，最需要助力的情况通常为负重爬升阶段，此时人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较大。而人体在平路负重行走时，人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较小，并且各关节不需要过多的助力。更多的助力反而意味着人体需要对弹性元件进行更多的蓄能，进而影响人体行走的正常步态。利用偏心轮机构，便可实现助力关节在小角度弯曲时助力效果微弱，在大角度弯曲时助力效果明显增强的非线性助力效果。

进一步，所述偏心轮的轮廓曲线可由半径不同的两个同心圆，以及两圆间的平滑过渡曲线组合而成。关节处于直立状态时，拉线压在小半径圆的外轮廓上；直到关节的弯曲角度达到后，拉线压在过渡所述两同心圆间的平滑曲线上；继续弯曲关节，拉线将压在大半径圆的外轮廓上。采用所述组合同心圆轮廓的偏心轮，外骨骼关节具有明显的两段式助力效果。在弯曲角度小于时，外骨骼关节助力效果微弱，关节的弹性蓄能机构除了具有直立复位作用，基本不会对关节进行明显助力，也不会对人体步态产生明显影响；当关节弯曲角度大于后，外骨骼关节助力效果明显，关节的进一步弯曲需要人体做功来实现弹性机构的蓄能，进而当关节伸直时弹性蓄能机构可为关节提供额外助力转矩。

进一步，所述偏心轮的轮廓曲线还可以采用渐开线形式。外骨骼关节的偏心轮在直立状态下，所述拉线所压住的偏心轮轮廓具有最小半径；随着弯曲角度的增大，拉线所压住的偏心轮轮廓半径随弯曲角度成渐开线形式逐渐增大。所述渐开线形式的偏心轮，没有明显的分段式助力效果，但同样在关节小角度弯曲时助力效果微弱，当弯曲角度较大时助力效果逐渐明显，并持续增强。

所述偏心轮的轮廓曲线还可以为其它多种渐变曲线形式，其非线性助力效果可以由公式 进行预测。

进一步，当所述拉簧、压簧采用非线性弹簧做蓄能机构时，可以通过弹簧预紧调节装置；当采用高压气体做蓄能机构时，可以通过改变初始气压，从而实现不同程度的助力调节。所述不同程度的助力调节，是指针对穿戴者背负不同程度的负重情况下，被动式外骨骼关节的助力大小可以相应的进行调整。其作用是当穿戴者背负较轻负重时，可以采用较小的助力效果，这样行走中每次弯腿时对助力机构的蓄能程度较小，有助于穿戴者轻松行走；而当穿戴者背负较重负重时，则可采用较大的助力效果，这样虽然每次行走弯腿过程中穿戴者都需较大的力对弹性机构进行蓄能，但直腿过程中弹性蓄能装置提供的助力程度也较大，这样穿戴者在背负较重的负重爬升过程中才能有效助力。

所述非线性弹簧是指单个弹簧中存在不同的弹簧节距、弹簧直径或弹簧线径的不规则弹簧。这种非线性弹簧的弹性刚度随着形变程度的增大而不断增大，因此其弹性力的变化曲线成非线性。所述弹簧预紧调节装置，通过改变弹簧支撑端的位置来改变弹簧的初始变形程度，进而改变弹簧预紧力。对于扭簧结构，弹簧支撑端可为第一肢体或第二肢体的弹簧安装槽；对于压簧结构，弹簧支撑端为靠近外骨骼关节的弹簧端；对于拉簧结构，弹簧支撑端为远离外骨骼关节的弹簧端。

进一步，所述弹簧预紧调节装置可为卡笋滑槽结构，卡笋连接弹簧支撑端，并可以在滑槽中移动。滑槽的开槽方向与弹簧的形变方向相同，即对于扭簧则是沿外骨骼关节的旋转方向；对于压簧或拉簧则是沿其压缩或拉伸方向，由于压簧与拉簧通常同轴向的放置在连接杆内，因此滑槽方向与连接杆的轴向相同。滑槽上开有若干级档位固定槽，卡笋通过滑槽滑动至任意级档位时可以卡入相应档位固定槽中，并且在没有人为作用力的情况下，卡笋不会脱离固定槽，由此便实现了具有不同档位的弹簧预紧调节装置。

进一步，对于压簧或拉簧结构，所述弹簧预紧调节装置还可以由丝杠滑块结构实现。滑块即为弹簧支撑端，其轴向中心开孔，并有与丝杠配合的丝口，弹簧支撑端外侧具有花键，与连接杆内侧的键槽相配合，确保其只能沿连接杆的轴向直线运动，而不会与丝杠共同旋转。丝杠与弹簧同轴安装在连接杆内，丝杠的一端有锥齿轮或蜗轮结构，能与垂直于连接杆的预紧力调整旋钮上的锥齿轮或蜗杆结构相配合，丝杠另一端则与弹簧支撑座的丝口相配合。当预紧力调整旋钮带动锥齿轮或蜗杆旋转时，可以带动丝杠旋转，进而带动弹簧支撑座沿弹簧压缩或松弛方向移动，起到调整弹簧预紧力的作用。

本发明同时提供一种外骨骼助力装置，包括上述的一种被动式助力外骨骼关节，所述第一肢体为大腿骨骼，第二肢体为小腿骨骼，所述小腿骨骼下端连接有弹性脚撑，所述大腿骨骼上端与腰部连接杆通过关节轴承连接，具有三个旋转自由度，分别实现髋关节的屈伸、侧摆和旋转运动。当然还包括其他现有结构等。

如上所述，本发明的有益效果是：该装置采用被动式蓄能机构进行助力，因此相对现有所有液压式、气压式、电机式主动助力技术而言，更简单可靠，并成本低廉，实现轻量化。

该装置除了可以采用滑槽滑块机构实现关节限位功能，也可以采用磁性机构或楔槽机构实现关节的直 立复位和自锁功能，还能采用弹簧或气推杆等蓄能机构，实现关节的被动式助力。并且，采用偏心轮机构实现不同弯曲角度下的非线性助力，通过弹簧预紧或气缸压力调节的方式实现助力机构的力度调节。

附图说明

图1为实施例1中采用磁性复位机构的***示意图；

图2为图1的安装剖视图；

图3为实施例2中采用楔块机构径向压紧复位的***示意图；

图4为图3的安装剖视图；

图5为实施例3中采用楔块机构轴向压紧复位的***示意图；

图6为实施例3另一侧的***示意图；

图7为实施例3的剖视示意图；

图8、图9为实施例4中采用扭簧作为蓄能机构的***视图；

图10为实施例5中采用压簧作为弹性蓄能机构的***视图；

图11为图10的剖视图；

图12为实施例5中采用拉簧作为弹性蓄能机构的***视图；

图13为图12的剖视图；

图14为实施例5中采用气推杆作为弹性蓄能机构的***视图；

图15为图14的剖视图；

图16为实施例6中采用偏心轮结构和限位机构的***视图；

图17为图16中反应限位凹槽和限位凸块的结构示意图；

图18为图16的剖视图。

图19为实施例6中采用渐开线偏心轮结构和限位机构的***视图；

图20为图19的剖视图；

图21为图19中反应限位凹槽和限位凸块的结构示意图；

图22为实施例7中采用动滑轮和拉线结构的***视图；

图23为图22的剖视图；

图24为实施例8中扭簧作为弹性蓄能机构时，采用卡笋机构作为预紧力调节装置的***视图；

图25为图24的装配图；

图26为实施例8中压簧作为弹性蓄能机构时，采用卡笋机构作为预紧力调节装置的示意图；

图27为实施例8中压簧作为弹性蓄能机构时，采用丝杠和蜗轮蜗杆作为预紧力调节装置的示意图；

图28为图27的内部结构剖视图；

图29为实施例8中扭簧采用丝杠和锥齿轮副作为预紧力调节装置的示意图；

图30为实施例9中外骨骼助力装置的结构示意图；

图31为实施例9中弹性蓄能机构安装在小腿骨骼的结构示意图；

图32为实施例9中弹性蓄能机构安装在腰部连接杆的结构示意图；

图33为实施例9中髋关节的***视图；

图34为图33的剖视图；

图35为分别采用等半径滑轮和偏心轮作为关节头时，实验测得的助力曲线。

零件标号说明

1 第一肢体

11 关节头

12 磁铁

13 挡块

14 连接杆

15 安装口

16 拉簧销

17 打气孔

18 限位槽

19 拉线孔

2 第二肢体

21 关节头

22 吸引元件

23 挡块

24 动滑轮

25 拉线槽

26 支撑轴

27 限位块

28 连接孔

31 弹簧

32 楔块

33 楔槽

34 压盖

35 楔块盘

36 凸台

40 花键

41 扭簧

42 调节钮

43 调节槽

44 固定槽

45 拉线

46 卡笋

47 压簧

48 压块

49 支撑座

50 键槽

51 蜗杆

52 蜗轮

53 丝杠

54 旋钮

55 锥齿轮副

56 拉簧

57 拉环

58 气推杆

59 活塞

61 大腿骨骼

62 小腿骨骼

63 弹性脚撑

64 腰部连接杆

65 髋关节

66 大腿关节端头

67 腰部关节端头

68 关节轴承

69 背包支撑架

71 轴承

72 螺栓

73 螺母

74 垫片

75 轴套

具体实施方式

以下由特定的具体实施例说明本发明的实施方式，熟悉此技术的人士可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点及功效。

实施例1

如图1和图2所示，一种复位外骨骼关节，包括第一肢体1和第二肢体2，本例中以膝关节为例进行说明，其中第一肢体1对应上关节，第二肢体2对应下关节，第一肢体1和第二肢体2的关节头11、21通过轴承71、螺栓72、螺母73转动连接，为了使第一肢体1和第二肢体2在趋于直立时，能够快速的复位，本例中在第一肢体1和第二肢体2之间设置有复位机构。本例中采用磁铁吸引机构进行复位，即第一肢体1上设置磁铁12，在第二肢体2上设置有与磁铁12相互吸引的吸引元件22进行吸合，吸引元件22可为钢柱、铁柱或磁铁。磁铁12和吸引元件22安装在第一肢体1和第二肢体2开设的安装槽内。为了防 止关节反向转动，第一肢体1和第二肢体2相对地设置有挡块13、23，在转动至直立状态时相抵，本例中安装槽也开设在挡块13、23上，使得磁铁12和吸引元件22能够相对，并靠近。

实施例2

如图3和图4所示，本例中第一肢体1和第二肢体2的关节头11、21通过轴承71、螺栓72、螺母73转动连接，为了使第一肢体1和第二肢体2在趋于直立时，能够快速的复位，本例中在第一肢体1和第二肢体2之间设置有复位机构，其包括作为压紧机构的弹簧31，以及相配合的楔块32和楔槽33，弹簧31从关节的径向对楔块32施加弹力，其中弹簧31竖向安装在第二肢体2开设的槽内，楔槽33开设在第一肢体1的关节头11弧形外扩面上，楔块32位于弹簧31上方，被紧压在楔槽33内，通过楔槽33和楔块32倾斜的配合面，将竖向的压力转化为楔槽33切向的作用力，使得关节在趋于直立时能够自动复位。其中楔块32较高的一侧与楔槽33侧壁相抵，防止关节反转。

实施例3

本例中也采用斜面配合的方式进行复位，与实施例2不同的是，压紧机构的施力方向与关节轴心线平行。如图5至图7所示，在第一肢体1与第二肢体2的关节头之间形成沿旋转方向的倾斜配合面，并通过拉紧或压紧机构使第一肢体1和第二肢体2在侧向压紧，在弯曲后回位的过程中，在拉紧或压紧机构的作用力施加到倾斜面，使第一肢体1和第二肢体2沿倾斜面运动至初始位置。

本例中，在第一肢体1和第二肢体2关节头11、21中心开设连接孔，在第二肢体2外侧设置一楔块盘35，楔块盘35中部突出一凸台36伸入第二肢体2连接孔28内与其通过花键和键槽配合，使第二肢体2和楔块盘35能够同步转动，弹簧31套在压盖34外，压盖34的端面台阶将弹簧31一端压紧，弹簧31另一端抵在楔块盘35的凸台36向内的延伸部上，从而给楔块盘提供轴向压力，压盖34轴心也开有连接孔，螺栓72贯穿关节头11、轴承71、关节头21、楔块盘35和压盖34，并与螺母73拧紧配合，压盖34在螺母73的紧固作用下不仅起到预紧弹簧31的作用，同时也顶住关节头21，将第一肢体1与第二肢体2之间侧向压紧，保证运动中不会松动。其中在楔块盘35内壁上设置有多个弧形的楔块32，楔块32侧面为倾斜面，在第一肢体1内壁上开设有多个与楔块32对应的弧形楔槽33，弧形楔槽33的槽底为与楔块32配合的倾斜面。关节弯曲过程中楔块32与楔槽33之间相对转动，伸直过程中，在弹簧31作用下，使其楔块32复位，从而达到快速复位的作用。同时，楔块32和楔槽33配合也防止了关节的反向转动。

实施例4

进一步地，为了不仅实现复位，还要实现被动助力功能，而省去传统的电池等主动供能设备。

如图8、图9所示，在第一肢体1与第二肢体2之间设置有弹性蓄能机构，该弹性蓄能机构在第一肢体1和第二肢体2被动弯曲时蓄能，在第一肢体1和第二肢体2形成的关节伸直的过程中释放弹力而助力。本例中，第一肢体1下端关节头和第二肢体2上端关节头对应开设有环形安装槽，弹性蓄能机构选择为扭 簧41，扭簧安装在环形安装槽内，扭簧41一端抵在第一肢体1上，另一端抵在第二肢体2上。为了限制其转动范围设置有限位机构，其包括开设在第一肢体1的关节头11上的限位槽18，以及设置在第二肢体2关节头21上的限位块27，通过限位块27和限位槽18的配合实现转动限位。

实施例5

本例中与实施例4的不同之处在于，弹性蓄能机构为拉簧、压簧或气推杆，弹性蓄能机构一端固定在第一肢体1上，另一端通过拉线45与第二肢体2连接，所述拉线45压在第一肢体1或第二肢体2的关节头上，当关节弯曲时，关节头转动并通过拉线45使弹性蓄能机构受力而蓄能。

如图10和图11所示，弹性蓄能机构采用压簧47，第一肢体1上设置有连接杆14，连接杆14内设置有压块48，所述压簧47位于压块48与第一肢体1之间，所述拉线45上端与压块48连接，拉线45下端穿过第一肢体1关节头11的拉线孔19，压在第二肢体2关节头21上的拉线槽中，所述第二肢体2的关节头21实际上是与第二肢体2固定连接的等半径滑轮。第二肢体2关节头21的拉线槽末端具有拉线孔29，拉线45穿过第二肢体2的拉线孔29，并用拉线端头将拉线锁紧。当外骨骼关节弯曲时，第二肢体2的关节头21转动，并通过拉长拉线45使压簧47受力而蓄能；当外骨骼关节伸直时，压簧47通过收回拉线，其产生的拉力与第二肢体2关节头21的滑轮所具有的半径共同决定助力机构对外骨骼关节所产生的转动力矩。其中关节头11、21通过轴承71、螺栓72、螺母73、垫片74和轴套75等转动连接。拉线45可以为钢丝或拉索等器件。

如图12和图13所示，当采用拉簧56作为弹性蓄能机构时，拉簧56上端挂在连接杆14横向穿设的拉簧销16上，下端与拉线45上端的拉环57连接，其他结构与压簧47作为弹性蓄能机构时类似。调节其初始预紧力时，可以通过改变拉簧销16的高度实现，可参照压簧47的高度调节结构进行设计，在此不再一一表述。

如图14和图15所示，当采用气推杆58作为弹性蓄能机构时，连接杆14自身形成储气腔室，连接杆14内安装有气推杆58和活塞59，连接杆14上开设打气孔17，气推杆58下端连接拉线45，活塞59位于连接杆14的腔室内，通过气体压力进行蓄能，改变初始气压，可以调节初始预紧力。

实施例6

进一步地，为了防止关节向前反关节转动，同时实现关节运动限位，在第一肢体和第二肢体之间设置有限制其转动角度的限位机构。

如图16至图18所示，在第一肢体1的关节头11上沿旋转方向开设有限位槽18，在第二肢体2的关节头21上设置有与限位槽18对应的限位块27，通过限位槽18和限位块27限制关节的转动范围。

同时，本例中关节头21采用的是偏心轮结构，实现非线性助力，拉线45绕过关节头21外轮廓上的拉线槽25，上端连接弹性蓄能机构，下端固定在第二肢体2上。非线性助力的作用在于人体负重行走时，最需 要助力的情况通常为负重爬升阶段，此时人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较大。而人体在平路负重行走时，人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较小，并且各关节不需要过多的助力。更多的助力反而意味着人体需要对弹性蓄能机构进行更多的蓄能，进而影响人体行走的正常步态。利用偏心轮机构，便可实现助力关节在小角度弯曲时助力效果微弱，在大角度弯曲时助力效果明显增强的非线性助力效果。

进一步，所述偏心轮的轮廓曲线由半径不同的两个同心圆，以及两圆间的平滑过渡曲线组合而成。关节处于直立状态时，拉线压在小半径圆O1的外轮廓上；直到拉线压在过渡所述两同心圆间的平滑曲线上(此时关节的弯曲角度为)；继续弯曲关节，拉线将压在大半径圆O2的外轮廓上。采用所述组合同心圆轮廓的偏心轮，外骨骼关节具有明显的两段式助力效果。在弯曲角度小于时，外骨骼关节助力效果微弱，关节的弹性蓄能机构除了具有直立复位作用，基本不会对关节进行明显助力，也不会对人体步态产生明显影响；当关节弯曲角度大于后，外骨骼关节助力效果明显，关节的进一步弯曲需要人体做功来实现弹性机构的蓄能，进而当关节伸直时弹性蓄能机构可为关节提供额外助力转矩。

如图19至图21所示，偏心轮的轮廓曲线a还可以采用渐开线形式。外骨骼关节的偏心轮在直立状态下，拉线45所压住的偏心轮轮廓具有最小半径；随着弯曲角度的增大，拉线45所压住的偏心轮轮廓半径随弯曲角度成渐开线形式逐渐增长。渐开线形式的偏心轮，没有明显的分段式助力效果，但同样在关节小角度弯曲时助力效果微弱，当弯曲角度较大时助力效果逐渐明显，并持续增强。为了限制转动角度，同样的，在第一肢体1的关节头11上沿旋转方向开设有限位槽18，在第二肢体2的关节头21上设置有与限位槽18对应的限位块27。

实施例7

如图22和图23所示，弹性蓄能机构一端固定，一端活动，设置在第一肢体1内，在第二肢体2上设置有支撑轴26，支撑轴26上设置有动滑轮24，拉线45一端固定在第一肢体1的关节端面上，通过第一肢体1关节头11内的拉线孔19后绕过装配在第二肢体上的动滑轮24，并从新穿回第一肢体1内的拉线孔19，拉线45的另一端继续延伸，连接弹性蓄能机构的活动端。本例中的限位机构，预紧力调节装置等可以参照实施例5和实施例6。

采用动滑轮机构可以使弹性蓄能机构的助力程度翻倍。在相同刚度的压簧、拉簧或在相同气压和截面积的气推杆作用下，有动滑轮机构的装置助力效果要比没有动滑轮机构的装置助力程度大一倍。如想在使用相同的弹性蓄能机构的情况下，进一步产生更大程度的助力效果，则需采用多级动滑轮机构，同时弹性蓄能机构的弹性蓄能行程也会成倍的增长。

实施例8

当所述扭簧、拉簧、压簧采用非线性弹簧做蓄能机构时，可以通过弹簧预紧力调节装置调节助力；当 采用高压气体做蓄能机构时，可以通过改变初始气压，从而实现不同程度的助力调节。所述不同程度的助力调节，是指针对穿戴者背负不同程度的负重情况下，被动式外骨骼关节的助力大小可以相应的进行调整。其作用是当穿戴者背负较轻负重时，可以采用较小的助力效果，这样行走中每次弯腿时对助力机构的蓄能程度较小，有助于穿戴者轻松行走；而当穿戴者背负较重负重时，则可采用较大的助力效果，这样虽然每次行走弯腿过程中穿戴者都需较大的力对弹性机构进行蓄能，但直腿过程中弹性蓄能装置提供的助力程度也较大，这样穿戴者在背负较重的负重爬升过程中才能有效助力。

进一步所述非线性弹簧是指单个弹簧中存在不同的弹簧节距、弹簧直径或弹簧线径的不规则弹簧。这种非线性弹簧的弹性刚度随着形变程度的增大而不断增大，因此其弹性力的变化曲线成非线性。所述弹簧预紧调节装置，通过改变弹簧支撑端的位置来改变弹簧的初始变形程度，进而改变弹簧预紧力。对于扭簧结构，弹簧支撑端可为第一肢体或第二肢体的弹簧安装槽；对于压簧结构，弹簧支撑端为靠近外骨骼关节的弹簧端；对于拉簧结构，弹簧支撑端为远离外骨骼关节的弹簧端。

在实施例4的基础上，本例中为达到较好的适应效果，设置有扭簧预紧力的调节装置，如图24和图25所示，本例中为卡笋46和调节槽43结构，即沿外骨骼关节的旋转方向开设有调节槽43，调节槽43上开有多级档位固定槽44，卡笋46通过调节滑动至任意级档位时可以卡入相应档位固定槽44中，并且在没有人为作用力的情况下，卡笋46不会脱离固定槽44，由此便实现了具有不同档位的预紧力调节，其中卡笋46由扭簧41的一端弯折形成，弯折段与旋转轴心线平行，伸出调节槽43并套有用于拨动的调节钮42，根据负重所需助力大小的不同，拨动调节钮42的位置，实现初始预紧力的调节。同样地采用了限位块27和限位槽18的配合实现转动限位。

进一步地如图26所示，在实施例5的基础上，为了满足初始预紧力的调节，沿连接杆14轴向开设有调节槽43和多级固定槽44，卡笋46设置在一支撑座49上，压簧47下端支撑在支撑座49上，上端被压块48压住。通过上下拨动卡笋46的位置而实现初始预紧力的调节。

如图27和28所示，预紧力调节装置可以丝杠滑块结构，丝杠53与压簧47同轴安装在连接杆14内，丝杠53的底座支撑在第一肢体1上对应的配合孔内并能够转动，丝杠53的轴心有通孔用于穿过拉线45，支撑座49的侧壁有花键40与连接杆14内壁的键槽50配合，从而限制支撑座49只能沿连接杆14的轴向滑动，支撑座49的内孔设有与丝杠53配合的丝口，丝杠53穿过丝口与支撑座49螺纹配合；还包括驱动丝杠53转动的驱动机构，本例中采用蜗轮蜗杆机构，蜗轮52与丝杠53同轴固定，蜗杆51安装在连接杆14开设的安装口15内，外端连接旋钮54，转动旋钮54即可实现支撑座49的沿轴向的位置调节，从而实现初始预紧力的调节。

如图29所示，也可以采用锥齿轮副55进行驱动，其中一个锥齿轮与丝杠53固定，另一个锥齿轮与旋钮54连接。

实施例9

如图30所示，本发明同时提供一种外骨骼助力装置，包括上述的任意一种实施例的外骨骼关节，包括大腿骨骼61、小腿骨骼62、腰部连接杆64和背包支撑架69，小腿骨骼62下端连接有弹性脚撑63，由弹性材料制成，当然也可以用弹簧替代，由于脚踝处的活动范围较大，为保证人体行走自如，不增加过多束缚，只在小腿固定底部附加一个弹性脚撑63，减缓整个机构与地面接触时产生的冲击。所述大腿骨骼61上端与腰部连接杆64通过关节轴承连接，具有三个旋转自由度，分别实现髋关节65的屈伸、侧摆和旋转运动。基于人体结构的复杂性，髋关节65较其他关节灵活，一个自由度远远满足不了机构运动的需要，使用关节轴承作为联接部件，使得髋关节65部位拥有了3个自由度，使髋关节65部位不仅可以前后摆动，同时包括了左右摆动以及旋转运动。这样的设计可确保机构的协调性，既不限制人体运动，也可以确保运动的安全性能。大腿骨骼61和小腿骨骼62分别由两段构成，两段之间对应开设有高度调节孔，并通过快拆销固定，实现大腿骨骼61长度可调，小腿骨骼62长度可调。其中的外骨骼关节作为膝关节使用，其中的连接杆14作为大腿骨骼61的组成部分，弹性蓄能机构安装在大腿骨骼61内。本例中以拉簧56为例，其他实施例中可采用其余的弹性蓄能机构。

如图33和34所示，其中髋关节65包括大腿关节端头66、腰部关节端头67和关节轴承68，关节轴承68和大腿关节端头66通过螺栓螺母转动连接，腰部关节端头67套在关节轴承68的杆部并通过同轴穿设的锁紧螺栓固定，其中大腿关节端头66两内壁形成锥面结构，使得关节轴承68具有左右摆动的自由度。如图31和32所示，弹性蓄能机构还可以设置在小腿骨骼62中或腰部连接杆64内。

本外骨骼助力装置属于被动式外骨骼装置，其结构简单，因此可靠耐用；成本低廉，进而易于推广，并且不需要外部能源输入，因此可以长距离穿戴使用。装置通过连杆机构将背包的重量分摊到两条机械腿，最终传递至地面，从而减轻操作者的负重，并且通过弹簧蓄能装置将爬升过程中人体需要对负重高度提升所需做的功平摊到弯腿和直腿整个运动过程，从而减小了人体腿部所需承受的最大负荷，起到助力的作用。该装置相比传统的被动式外骨骼，具有关节复位和被动式助力的优点。其中具有复位及助力功能的外骨骼关节相比传统的被动式外骨骼关节，主要具有以下优点：

(1)关节直立复位与自锁：外骨骼关节在趋于直立的状态时，可以通过磁性吸引元件或楔块楔槽机构的回复力实现关节的复位，并且在较小的外力作用下保持直立状态，从而避免外骨骼关节出现非人为的死点失稳。

(2)关节被动式助力：通过弹性蓄能机构，可以实现外骨骼关节的被动式助力，虽然从物理学角度，人体所耗总功不变，但由于弹性蓄能机构在关节弯曲时蓄能，在关节伸直时助力，从而降低了人体负重爬升时肌肉用力的峰值，避免人体出现超负荷运动，因此对负重行走有助力效果。并且，采用拉线、滑轮和直线弹性蓄能机构，可以将蓄能机构布置在大腿外骨骼、小腿外骨骼，以及腰部支撑杆中，从而使装置的整 体设计更为灵活。

(3)非线性助力：采用拉线和偏心轮机构，外骨骼关节可以实现非线性助力，其作用在于人体负重行走时，最需要助力的情况通常为负重爬升阶段，此时人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较大；而人体在平路负重行走时，人体的膝关节和髋关节的弯曲角度均较小，并且各关节不需要过多的助力。更多的助力反而意味着人体需要对弹性元件进行更多的蓄能，进而影响人体行走的正常步态。利用偏心轮机构，便可实现助力关节在小角度弯曲时助力效果微弱，在大角度弯曲时助力效果明显增强的非线性助力效果。图35给出了相同的拉线和压簧机构，分别采用等半径滑轮和偏心轮作为关节头时，实验测得的的助力曲线。其中，偏心轮采用实例6中所述的同心圆式偏心轮，即偏心轮的外轮廓线是由大小不同的两同心圆中间加以渐变过渡曲线合成；而等半径滑轮的半径则与上述同心圆式偏心轮中较小半径圆相等。两种机构在弯曲角度α为0～130°范围内，分别进行二十次重复试验得到的实验均值。其中，X轴为外骨骼关节的弯曲角度α，Y轴为外骨骼关节提供的助力转矩T。从图34中可以看到，采用等半径滑轮的外骨骼关节随弯曲角度α的增大，其助力转矩T也成线性增长；而采用偏心轮结构的外骨骼关节在弯曲角度α<30°时其助力转矩的增长斜率平缓，但α>60°后助力转矩的斜率明显变陡，而30°<α<60°范围内，助力转矩的增长斜率逐渐过渡。这种两段式助力效果与同心圆式偏心轮具有内外两种半径圆，以及两同心圆间的过渡曲线的轮廓特征相符。这说明若采用渐开线等其它形式的偏心轮还可以具有不同的非线性助力效果，并且可以通过上述推导的助力转矩公式进行预测。图34中的偏心轮理论曲线即由上述公式推导得出，可以看到理论与实验曲线基本吻合。

(4)助力预紧可调：采用非线性弹簧和预紧力调节机构，或采用不同气压值的气推杆机构，还可以使外骨骼关节针对不同程度的负重，具有不同量级的助力效果。由于非线性弹簧随着形变程度的不同，其弹性刚度也在改变，因此在不同档位的预紧力调节机构作用下，弹簧机构表现出来的初始力和弹性刚度均不同；而气推杆机构通过调整腔室内的气压值，同样可以达到上述效果。

本发明可用于运送救援物资并且能在地形复杂的废墟里行走自如，让使用者在背负更大质量的同时仍然能够较为轻松的完成各种动作，协助灾难现场的救援工作；同时在未来战场中，穿戴外骨骼的士兵将会拥有较强的身体机能，更强的单兵作战能力。

任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。

Claims (10)

1.一种复位外骨骼关节，包括第一肢体和第二肢体，第一肢体和第二肢体之间通过关节转动连接，其特征在于：还包括设置在第一肢体与第二肢体之间的复位机构和防止关节反向转动的限位结构，所述复位机构在第一肢体和第二肢体接近直立状态时提供回复力。

2.根据权利要求1所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述复位机构由磁性吸附元件组成。

3.根据权利要求1所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述复位机构包括压紧机构和楔块楔槽机构，楔块楔槽机构使第一肢体与第二肢体之间形成倾斜的配合面，压紧机构使倾斜的配合面产生关节回复力。

4.根据权利要求1所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：还包括设置在第一肢体与第二肢体之间的弹性蓄能机构，该弹性蓄能机构在第一肢体和第二肢体被动弯曲时蓄能，在第一肢体和第二肢体伸直的过程中释放弹力而助力。

5.根据权利要求4所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述弹性蓄能机构为扭簧，所述扭簧安装在关节上，扭簧一端抵在第一肢体上，另一端抵在第二肢体上。

6.根据权利要求4所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述弹性蓄能机构为拉簧、压簧或气推杆，所述弹性蓄能机构一端固定在第一肢体上，另一端通过拉线与第二肢体连接，所述拉线压在第一肢体或第二肢体的关节头上，当关节弯曲时，关节头转动并通过拉线使弹性蓄能机构受力而蓄能。

7.根据权利要求4所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述弹性蓄能机构为拉簧、压簧或气推杆，所述弹性蓄能机构第一端固定在第一肢体上，在第二肢体的关节头上设置有滑轮，所述拉线一端固定在第一肢体上，拉线另一端绕过滑轮并与弹性蓄能机构的第二端连接。

8.根据权利要求5或6或7所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：还包括调节弹性蓄能机构初始预紧力的调节装置；或所述拉簧、压簧为非线性弹簧；所述第一肢体和第二肢体之间设置有限制其转动角度的限位机构。

9.根据权利要求6所述的一种复位外骨骼关节，其特征在于：所述第一肢体或第二肢体的关节头为偏心轮结构，所述拉线压在偏心轮上，弯曲角度越大，受力增速越快，实现非线性助力。

10.一种外骨骼助力装置，其特征在于：包括权利要求1-9任意一项所述的一种复位外骨骼关节，所述第一肢体为大腿骨骼，第二肢体为小腿骨骼，所述小腿骨骼下端连接有弹性脚撑，所述大腿骨骼上端与腰部连接杆通过关节轴承连接，具有屈伸、侧摆和旋转三个方向的自由度。