（生物医学工程专业论文）步行器测力系统多传感器信息融合技术研究.pdf

a b s t r a c t l o w e rl i m bd i s a b i l i t i e si sah u g eg r o u p t om o n i t o rt h er e h a b i l i t a t i o nt r a i n i n g a n de v a l u a t i o ni so fg r e a ts i g n i f i c a n c e b u ti t 7sa l s ot h ed i f f i c u l ti s s u es t i l lu n r e s o l v e d t h i ss t u d yt r i e dt ou s em u l t i - s e n s o rd a t af u s i o nm e t h o dw h i c hh a sd e v e l o p e dr a p i d l y i nr e c e n ty e a r st oe x t r a c tt h ei n f o r m a t i o no ft h eu p p e rl i m b ( h r v ) i no r d e rt oe f f e c t i v e l ye x t r a c tt h ei n f o r m a t i o no f t h eu p p e rl i m b ，t h i sp a p e r f i n i s h e st h ef o l l o w i n gw o r k ： 1 f i n i t ee l e m e n ta n a l y s i so fw a l k i n ga i d s d o i n gt h el o a dt e s to nt h es t r u c t u r eo ft h e w a l k i n ga i d st h e r o t i c a l l y ，c o n s i d e r i n gt h ea c t u a lu s eo ft h ew a l k i n ga i d s t h e d i f f e r e n tf o r c e sr a t i aa n dd i f f e r e n tl o a dp o i n t si nac e r t a i nr a n g eo fm o v e m e n t u n d e rt h ew a l k i n ga i d sm a yg e td i f f e r e n td e f o r m a t i o na n dt h er e l a t i v em o m e mo f t h ed i s t r i b u t i o no fo u t p u t t h er e s u l t si su s e dt om a k es u r et h a tt h ep o s i t i o no ft h e m u l t i s e n s o ri sc o r r e c t 2 u s i n gt h e i n d i r e c tm e t h o do fm e a s u r i n gt h eu p p e rl i m b s i n f o r m a t i o na n d t h e r o t i c a l l yd e m o n s t r a t i n g i t s f e a s i b i l i t y i n d i r e c t m e a s u r e m e n tm e t h o d e f f e c t i v e l ye l i m i n a t et h eu s e r sp s y c h o l o g i c a lf e a r ，a n di tc a n e n s u r et h ea c c u r a c y o fm e a s u r e m e n t so fa u t h e n t i c i t y 3 e s t a b l i s h i n gam e a s u r i n gd e v i c e sb a s e do ni n d i r e c tm e a s u r e m e n to fh r v t h r o u g ht h ei n s t a l l a t i o no ft h e12s e t so fs t r a i ng a u g e so nt h ew a l k i n gf r a m e ，t h e u p p e rl i m b s i n f o r m a t i o nc a nb ee f f e c t i v e l ye x a c t e db yu s i n gt h er e d u n d a n c y - o p t i m i z a t i o no ft h ep r i n c i p l ei ns t a t i cl i n e a rc a l i b r a t i o n 4 m u l t i s e n s o rd a t af u s i o nb yt h ea r t i f i c i a ln e u r a ln e t w o r k ( a n n ) m e t h o do f e x t r a c t i o n ，p r o c e s s i n ga n dc a l i b r a t i o no ft h eu p p e rl i m bo fi n f o r m a t i o n ，a n dw i t h t h et r a d i t i o n a ll i n e a rm e t h o d sw e r ec o m p a r e d t h er e s u l t ss h o wt h a tm u l t i - s e n s o r d a t af u s i o nb a s e do na n ni ss u p e r i o rc o m p a r i n gt ot h et r a d i t i o n a ll i n e a rm e t h o d t h em a xs i n g l e - d i r e c t i o n a c c u r a c ye r r o ri s 7 7 8 s m a l l e rt h a nt r a d i t i o n a l m e t h o d ( 8 4 5 ) ；t h em a ) ( i m u mc r o s s - i n t e r f e r e n c e i s7 4 9 s m a l l e rt h a nt h e t r a d i t i o n a lm e t h o d ( 19 9 6 ) a n nd e m a r c a t i o ne f f e c t i v e l yi m p r o v e dt h ea c c u r a c y o fs i n g l e d i r e c t i o na n dc r o s s i n t e r f e r e n c e k e yw o r d s - m u l t i s e n s o r , d a t af u s i o n ，h a n d l er e a c t i o nv e c t o r ( h r v ) ， f i n i t ee l e m e n t a n a n l y s i sf l e a ) ，d e m a r c a t i o n 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得苤鲞盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：鼠霞 签字日期： 2 6 。3 年占月牛日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解墨鲞苤堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权丕鲞盘堂可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名：闽陵 签字日期：】o 略年6 月斗日 哥师签，确 签字日期：2 。，8 年一6 月牛日 天津大学硕士学位论文 1 1 研究背景 第一章绪论 随着科技进步和人民生活水平的提高，我国和世界上许多国家一样，正在步 入老龄化社会。在老年人群中会有大量的脑血管或神经系统疾病患者，其后遗症 多数伴有偏瘫症状。近期的流行病学研究结果表明，全国脑卒中，每10 万人年发 病人数为11 0 1 8 0 例；年死亡率每为1 0 万人8 0 1 2 0 例，且发病率呈上升的趋势，虽 死亡率呈下降趋势，但幸存者中7 0 以上都患有不同程度的功能障碍( 残疾) l l 3 1 。 同时，由于交通运输工具的迅速增多，因交通事故而造成神经心痛损伤或肢体损 伤的人数也越来越多。医学理论和临床医学证明，这类患者除了早期的手术治疗 和必要的药物外，正确、科学的康复训练对于肢体运动功能的恢复和提高起到非 常重要的作用。因为这类患者都存在一定的运动障碍，康复训练需要有专业人员 帮助或者需要在专业人员的监护下才能进行，由于专业护理人员的缺乏和医疗费 用等问题，多数患者选择在家里白行训练，甚至在康复后期抛开他人监护，自行 训练。这时，为了安全有效的进行训练，需要助行装置能提供一种安全监护和预 测的有效信息，帮助患者更好更安全地进行康复训练。本文针对下肢瘫痪病人在 行走康复训练中的安全监护和预测问题，研究上肢力信息的提取方法，并尝试用 于康复训练监测和效果评估，以探索解决残疾人康复工程中监护与预测的难点。 1 1 1 步行器的应用 步行器( w a l k i n ga i d s ) 即为辅助人站立与行走的工具和装置。行走是人类健 康的重要标志，也是日常生活中重复最多的动作。近年来随着交通事故和意外损 伤的增多，脑血管病患者的相对增加。一旦病情平稳后，改善和恢复步行功能摆 到了康复医学的首要位置。另一方面伴随着我国人民生活水平的不断改善，人口 老龄化必然出现。由于年迈肌肉力的耐力减弱，需要借助助行器械和矫形器获得 安全步态的人越来越多，在临床康复治疗中接受康复治疗的多数患者，在步行的 开始就需要借助助行器械和矫形器的支持。有些患者的步行甚至需要终生使用助 行器械和矫形器【1 8 】【2 0 】。步行器应用范围广，适合不同需要： ( 1 ) 保持平衡如老年人、非中枢神经性失调的下肢无力、下肢痉挛前伸不佳、 重心移动不能平衡等障碍需依靠步行器，但对高龄脑卒中、多发性脑梗塞患者的 第一章绪论 平衡障碍辅助作用不大。 ( 2 ) 支持体重患者偏瘫、截瘫后，肌力减弱或双下肢无力不能支撑体重或因关 节疼痛不能负重时，步行器可以起到负重替代作用。 ( 3 ) 增强肌力经常使用手杖、腋杖的患者需要使用步行器支撑身体，对其上肢 伸肌有增强肌力的作用。 因此，使用助行器械不但能量消耗低，而且助行速度快、行走安全，为老年 人和偏瘫、截瘫患者带来极大方便。 1 1 2 步行器分类及适用人群 步行器的主要作用是帮助下肢损伤者恢复行走能力，在康复治疗中被广泛使 用。从当前国际发展状况来分析，步行器从操作力源上可划分为3 类f 2 0 】f 2 2 1 ： ( 1 ) 动力步行器 动力式步行器是一种复杂的人机仿生系统，能模仿正常人行走时的步态， 使截瘫患者被动行走，达到辅助行走的目的。从2 0 世纪6 0 年代南斯拉夫等国就 开始了外动力式截瘫步行机械的研究工作，并研制了用气体和液体作动力源的步 行装置的样机。9 0 年代清华大学康复工程研究中心研究成功了由电机直接驱动 的单自由度双关节步行装置。这种动力式助行器主要用于重度下肢损伤病人。图 1 - 1 是动力式步行器结构示意图啪1 。 - 腰托 r 艇关节 饿电机 大盟支j r 嗣洪节 魔电机 小腿支架 脚托 图1 - 1 动力步行器结构示意图 ( 2 ) 无动力步行器 作为一种辅助工具，用于保持身体平衡，辅助人站立行走，广泛用于老年人 及各种疾病造成的下肢行走不利，对于下肢功能康复锻炼起到一定的作用。但是 这种工具的使用增加了行走摔倒的危险性。另外耗体力较多。如手杖，腋杖，臂 杖、四脚助行器等。 天津大学硕士学位论文 一 卜 户b - 。 。 图1 2 各种无动力步行器 ( 3 ) 功能性电刺激步行器 此类步行器主要用于瘫痪肌肉的功能锻炼和辅助不完全性瘫痪肢体的运动。 为轻中度中枢神经系统损伤所致的瘫痪肌肉的运动功能提供了有效的手段。近年 来，己发展成了应用电子计算机控制的步行辅助系统，可以使完全瘫痪的病人站 立和行走。 囤卜3 功能性电刺檄助行系统 1 1 3 步行器使用监测和效果评价 康复评定( r e h a b i l i t a t i o ne v a l u a t i o na n da s s e s m e n t ) 是对患者的功能状况和潜在 能力的判断，也是对患者各方面情况的资料收集、量化、分析并与正常标准进行 比较的过程。在康复过程中需要重复多次的评定，不断的了解治疗效果，修改治 疗计划以达到预期的目标。可以这样说没有评定，就没有康复。且往往以康 复评定开始。又以康复评定结束。评定助行器使用者的行走功能，能够了解其功 能障碍的程度及特点，及时的指导治疗，这是一个循环反复，不断前进的过程。 而且可以通过评定大量的患者的行走功能障碍，得到一个太的数据库，从中分析 得出其共同的特点，总结出规律性的末西，用于以后的临床诊断等方面，这个意 n 。 哆ki00 第一章绪论 义是比较重大的。目前国内外有关评价方法的有： 1 生理参数评价 1 9 9 1 年，p e t r o f s k yj s ( p e t r o f s k yr e s e a r c hi n s i t i t u t e ，u s a ) 主要以血压、心律、 耗氧量。二氧化碳呼出量以及关键肌群的表面肌电水平为指标，对比了4 例截瘫 患者的功能性电刺激行走效果【1 4 】。 1 9 9 3 年，l a s k i n j j ( u n i v e r s i t yo f a l b e r t a ，c a n a d a ) 以血压、心律、耗氧量、 单位时间通气量、呼吸交换比率为指标，评价了功能性电刺激下的截瘫患者的行 走训练效果【”j 。 2 能量消耗的评价 评价助行器械和矫形器在步行训练中的作用，有一个重要的方面就是看它在 步行中患者能量消耗的多少。同等距高同等速度下步行能量消耗越多实用性越差 能量消耗越少实用性越强。所以在步行训练中，患者能量消耗的大小是观察助行 器械和矫形器使用价值的重要方面。也是使用助行器械和矫形器的评价指标。 3 步态评价 步态是人体结构与功能、运动调节系统、行为心理活动在行走时的外在表现。 不同的人步行的姿势是不一样的，步行器和矫形器可以直接影响步态的变化，反 过来根据步态的变化也可以评价助行器械和矫形器的作用。 步态分析国外研究起步较早，近几年随着康复医学的发展，步态分析成为研 究的热点，国内这方面的研究迅速发展。步态评价包括【3 l 】【3 2 】【3 3 】：( 1 ) 运用图形 解析的方法，分析患者矢状面和健侧面的运动学参数，找出患者患侧步态的特征。 ( 2 ) 运动学参数括步长、跨步长、步频、步速、步宽等。( 3 ) 肌电信号分析。 典型的步态评价系统如图1 4 所示。 ： ，一铄 运动分析 图1 - 4 步态评价系统示意图 天津大学硕士学位论文 以上的所有评价方法中，我们可以看到对患者的行走稳定性鲜有考虑，或者 说患者在行走过程的稳定性需要人为的监测和控制来帮助患者。 本文主要工作是研究提取和分析步行器使用者上肢力信息的有效方法，并用 于对使用者的行走稳定性进行监控和行走效果分析及评价，指导患者进行有效行 走康复训练，防止其摔倒造成二次伤害。 1 2 研究内容及意义 我国乃至世界上由于各种原因导致下肢残疾人的大量存在，据调查显示，仅 我国杭州市目前下肢残疾人数约为5 1 4 万人，由此推算我国下肢残疾将是一个 庞大群体，其对步行器的使用需求不言而喻。 考虑到步行器使用者体弱或肢体残疾的临床现实，如果在行走或者训练过程 中再次致伤，无疑是对其身体和精神上的双倍打击，极其不利于后续康复治疗， 甚至很可能对今后的生活质量产生严重的影响，因此康复训练系统有必要对行走 训练的步态信息和行走质量进行实时监测和控制，把运动过程中的致伤危险性降 至最低。目前国内外对于有关步行器使用的步态稳定性监测研究开展十分有限。 了解步行器助行过程中的步态稳定性状况，尤其是实时鉴别使用者在其步态周期 不同阶段的稳定性需求，可以验证与疲劳有关的失稳危险区间，量化行走质量。 并在步态训练和日常生活中减少步行器使用风险。另外，由于使用者存在的不同 步态畸形( 例如胫腓骨骨折，截肢手术，轻偏瘫，偏瘫和脑瘫) 会导致不同的步行 器使用模式，因此需要稳定性研究有针对性地加以区别，以了解使用者的不同需 求，并在步行器的结构设计中给予考虑。 本文主要研究工作是建立一套有效的步行器上肢力学测量系统，期望能够在 使用者正常的行走训练过程中，实时采集上肢支撑力的动态变化情况。所得上肢 力数据可以用于并将其转化为助行器倾翻指数1 7 1 ( w a l k e rr o l l i n gi n d e x ，w r i ) 曲线 图显示，对相关步行器助行的步态稳定性进行在线监测和效果评估等。此外，该 研究还有望对未来临床康复中的步态训练和步行器的生物力学再设计起到有益 的帮助。 长期的临床实践表明，步行器辅助站立及行走过程中，对使用者提供的帮助 可明确分为3 个部分：前后向的力推进，左右向的力平衡和上下向的力支持。一由 于身体的某种缺陷造成了使用者必须通过外加的支持力来维持身体的平衡。那么 使用者在行走过程中的不稳定性，可以通过对作用在步行器手柄上的反作用力来 进行分析。根据临床这一现实，1 9 9 6 年，来自英国的u n i v e r s i t yc o l l e g el o n d o n 的d o n a l d s o n 和y u 首次提出了柄反作用矢量( h r v ) 这一概念【l 酬。他们把行走过 第一章绪论 程中，使用者对步行器的作用力简化为一个集中载荷，即位于手柄中点截面处的 力学矢量( 图1 5 ) ，矢量在x ，y ，z 轴的分量表征了使用者借助步行器所获得的 力推进，力平衡和力支持水平。其中，坐标系定义如图中所示，x ，y ，z 轴的正 向分别为使用者的右向，前向和上向。枷啪定义式可以写成： 【舰矿】= 【舰巧，z r v , 7 = l 最，毛，兀，巴，名，疋i 。 ( 1 - - 1 ) 本研究所使用的步行器( w a l k i n ga i d s ) 是一种常见的助行装置。其主体是用 铝合金材料构成的一种三边形( 前面和左右两侧) 金属框架，自身很轻，可将患 者保护在其中，有些还带脚轮。步行器可以支持体重便于站立或步行，其支承面 积大，故稳定性好。本研究将采有限元分析的方法，对步行器结构进行基于标准 h r v 作用下的力学性能分析，以获得对建立步行器测力系统及结构设计有用的 信息。 1 3 多传感器信息融合 图1 5 柄反作用矢量( 舰矿) 示意图 1 3 1 信息融合的基本概念 信息融合( i n f o r m a t i o nf u s i o n ) 又称多传感器数据融合( m u l t i s e n s o rd a t a f u s i o n ) 或数据融合( d a t af u s i o n ) 。数据融合这一概念是上世纪七十年代提出来的， 来源于一种用于军事目的的信息系统c 3 i ( c o m m a n d ，c o n t r o l j c o m m u n i c a t i o na n d i n t e l l i g e n c e ) ，对它的研究是近些年来国内外非常重视和十分活跃的热门课题【1 7 j 。 随着电子信息技术的发展，越来越多的人致力于数据融合研究，这一领域著作的 数量也显著的增多，这门学科每年都在以大量的新成果丰富自己，获得越来越多 的内容。数据融合是一种多层次的、多方面的处理过程，这个过程是对多源数 据进行检测、结合、相关、估计和组合以达到精确的状态估计和身份估计，以及 完整、及时的态势评估和威胁估计d 6 。由以上定义可知，多传传感器是数据融合 天津大学硕士学位论文 的基础，多源信息是数据融合的加工对象，协调优化和综合处理则是数据融合的 核心所在。 1 3 2 多传感器信息融合在本研究中的应用 多传感器信息融合技术主要解决多传感器信息处理问题。它研究利用多个传 感器获得的多种信息，得出对环境或对象特征的全面、正确的描述。单个传感器 只能提供部分的、不精确的信息，多传感器数据融合技术与单一传感器的信号处 理技术有着本质的区别，关键是多传感器的信息具有更为复杂的形式，而且信息 可以在不同层次上进行融合和集成经过融合的多传感器数据具有以下特征：数据 的冗余性、实时性和低成本性。多传感器数据融合技术现已广泛应用于军事、航 天、智能机器人控制等领域【1 2 】。本研究的目的是有精确效提取步行器使用者上肢 力，为了精确有效的提取人体上肢多维力信息，我们采用多传感器进行测量，以 获得最佳测量效果，采用检测层数据融合法( 如图1 - 6 所示) ，以获得精确的上 肢力数据。 图1 - 6 检测层数据融合结构示意图 本文将在后续章节中陆续给出为有效提取上肢力信息和实施监测所做研究 工作：其中第二章介绍步行器相关的弹性力学基础知识以确保步行器测力系统中 多传感器的安置准确；第三章对步行器进行有限元分析和力学仿真，以确定多传 感器所处位置上肢力信号测量的精确有效；第四章介绍应变片传感器的测量原 理、实验操作等技术细节。第五章讨论线性和非线性多传感器数据融合方法与实 验结果；最后在第六章给出了本文的研究总结与展望。 第二章步行器有限元分析基础 第二章步行器有限元分析基础 本章主要分析步行器构件的应力和变形。根据材料的力学性质和变形等情 况，可将问题分为三类：弹性问题、几何非线性问题和物理非线性问题。其中弹 性问题是指在小形变及材料服从胡克定律的情况下，用以求解的力学问题，其基 本方程是线性的。这时可以采用叠加原理，即多个载荷作用下，构建的内力和形 变等于各个载荷单独作用下构件的内力和变形之和。本文研究中涉及的助行器合 金管框架结构的力学分析就属于弹性问题的范畴，其中很多结论会涉及到这一部 分的理论，尤其是弯曲模式下的弹性计算。 有限元分析法( f i n i t ee l e m e n ta n a l y s i s ，f e a ) 基本原理是：把待求解模型按 节点分段，将分段的各区域定义为子单元，由此给出基本方程的子单元近似解。 由于子单元可以分割成各种形状和大小不同的尺寸，所以它能很好的适应复杂的 几何形状，复杂的材料特性和复杂的边界条件。加上它有成熟的大型软件系统支 持，使得有限元分析成为一种非常受欢迎、应用极广的数值计算方法p 4 。本研究 中利用f e a 的空间刚架模型来对步行器结构进行内力分析，以获取在不同分量力 作用下，助行器结构变形状况及内力分布。 2 1 弹性力学的概念 从研究内容来看，弹性力学研究的是弹性体在外力作用下所产生的应力和变 形，以及与变形有关的位移。弹性问题是研究在小变形和材料服从h o o k 定律的 情况下，用以求解力学问题的方程是线性的。即多个载荷作用下构件的内力和变 形等于各个载荷单独作用下构件的内力和形变之和。 2 2 弹性力学的基本假设 在弹性力学中，为了简化计算，便于数学处理，对材料的性质也做了一些假 设。实践证明，引用这些假设所产生的误差是不大的。 。 ( 1 ) 物体内的物质连续性：认为物质中无空隙，对象可采用连续函数来描述。 ( 2 ) 物体内的物质均匀性：认为物质内各位置处的物质具有相同特性，材料描 述相同。 天津大学硕士学位论文 ( 3 ) 物体是各向同性的：认为同一位置材料在各个方向上的描述相同。 ( 4 ) 物体是完全弹性：认为在外力除去后，物体能完全恢复原形，不留任何残 余变形。 ( 5 ) 物体的变形是微小的：认为物体受力后，变形远小于物体的几何尺寸，因 此在建立方程时可忽略高阶小量。 2 3 应力、应变、位移的概念 2 3 1j 立力 物体受了外力作用，或由于温度有所改变，其内部发生内力，为了研究某一 点p 处的内力，假想经过p 点的一个界面m n 上对留下的部分，而将b 部分撇开， 如图2 1 所示。撇开的部分b 将在截面m n 上对留下的部分a 作用一定的内力， 取这一界面的小部分，它包含着p 点，而它的面积为鲋，设作用于鲋上的内力 为q ，则内力的平均应力为等，现在，命鲋无限减小而趋于p 点，假定内力 为连续分布，则等将区域一定的极限s ，即 a n l i m 詈= s ( 2 - 1 ) a a - 0 m 这个极限矢量s 就是物体在截面m n 、在p 点的应力。将p 分解为正交于截面的 分量盯和相切于截面的分量f ，盯称为正应力，f 称为剪应力。 显然，应力是单位面积上的力。 图2 1 物体应力示意图 2 3 2 应变 所谓形变，就是形状的改变，物体的形状改变总可以用它某个部分的长度和 第二章步行器有限元分析基础 角度来表示，因此，物体的形变总可以归结为位移的改变和角度的改变。线段的 每单位长度伸缩称为正应变或线应变，用占表示；线段之间夹角的改变量称为切 应变，用y 表示。对一点处的应力状态分析与应力状态分析过程相仿，如果某一 点的六个应变，0 ，乞，岛，如，确定，那么该点的应变状态也就确定了，这六 个应变称为在该点的应变分量。 2 3 3 位移 图2 2 应变示意图 在载荷( 或温度变化等其他因素) 作用下，物体的变形是物体内各点之间的 距离改变形成的。物体内任意一点的位移，用它在x 、y 、z 三个坐标轴上的投影 “、v 、缈表示。一点位移的三个投影称为在该点的位移分量。 2 4 空间梁单元刚度矩阵 图2 - 3 梁单元节点位移示意图 按平截面假设，梁受载荷发生弯曲形变时，各截面的位移应包括截面中性轴 处的绕度和截面的转角两项，这两项就是节点处位移的两个分量。图2 3 所示空 良 -li 天津大学硕士学位论文 榴： 其中： 万) 广 ，v ，m ，氏，如，吃) 恸p = 翮 其中： f ) 广 u ，形，虬，略，心 单元刚度方程为 【k 】p p = f ) p 其中：单元刚度矩阵 k 1 。： lj k l ，2 k 2 ，2 m k 1 2 2 ( 2 - 2 ) ( 2 3 ) ( 2 4 ) ( 2 5 ) ( 2 6 ) ( 2 7 ) 单元刚度矩阵元素根据其物理意义分析如下： ( 1 ) 材，= l ，其他结点自由度方向位移为0 ( 图2 - 4 ) ，生成单元刚度矩阵的第一 列元素。 内 m 卡 = = = = _ l j o1 j 图2 - 4 = 1 ，梁单元示意图 由拉升压缩变形情况有： k l , l = n i = 丁e ak 7 , 1 = n j = 一孚 ( 2 - 8 ) 单元刚度矩阵第一列的其他元素为0 。 ( 2 ) v = 1 ，其他结点自由度方向位移为0 ( 图2 5 ) ，生成单元刚度矩阵的第二 列元素。 第二章步行器有限元分析基础 f v fv 图2 - 5v = 1 梁单元示意图 为单跨超静定梁因杆端位产生杆端力的基本情况之一，查阅由转角位移公式 推导的单跨超定梁杆端弯矩和杆端剪力表格得到： 如：k ：等k ：巧：一半 肛心= 等舻= 等 ( 2 - 9 ) 单元刚度矩阵第二列的其他元素为0 。 ( 3 ) 嵋= 1 ，其他结点自由度方向位移为0 ( 图2 6 ) ，生成单元刚度矩阵的第三 列元素。 = 形= 半 图2 - 6w = 1 梁单元示意图 七，产形= 一丁1 2 e i y 天津大学硕士学位论文 ”= m 户一堡：m 产一些(2-10k k ) 泸蚝一予帅= 鸭一子 ) i 单元刚度矩阵第三列的其他元素为0 。 ( 4 ) 色= l ，其他结点位移为0 ( 图2 - 7 ) ，生成单元刚度矩阵的第四列元素。 垫生产二单一 _ - - 卜_ l - - - _ p i 置 图2 7 吃= 1 梁单元示意图 由杆件的扭转基本变形情况，由材料力学公式有： 扎= 吆= 孚= = 一孚 ( 2 - 1 1 ) 单元刚度矩阵第四列的其他元素为0 。 ( 5 ) 气= l ，其他结点位移为0 ( 图2 - 8 ) ，生成单元刚度矩阵的第五列元素。 if 矾 j f 吼 图2 - 8 巳= 1 梁单元示意图 由单跨超定静力梁凼杆端位移严生杆端力的基本情况之一，查表得到 h ? 6 e i vh r 6 e i v k ，= 彬= 一亍k ，= = 亍 如：蚝：竿，：孕 ( 2 - 1 2 ) 单元刚度矩阵第五列的其他元素为0 。 ， j 结点各自由度分别出现单位位移而生成的单元刚度矩眸元素的分析类似， 最后得到窄间粱单元的单元刚度矩阵为： 第二章步行器有限元分析基础 翩 f 0 避 l ： 00 o0 00 6 e l l ， 0 一避 ，3 对 称 0 g j 6 e ，i _ , o4 e j ： l 。 i 0oo 避 0 00o里 0 00 一6 e j , 0 磐 il 。 一丁1 2 e l 。孚。半 0 一g j 0 000 0 g j 一半。学。半。半 o oo 皿。一衅o oo 4 f a , i ，2 。 ， ( 2 】3 ) 在统一的坐标系内，与任一节点f 相连的各单元，在此节点处的位移是相同 的；它们对f 节点的作用力与j 节点的外载荷是相互平衡的，因此，可在统一的 坐标系内将全部单元的刚度矩阵叠加起来，就得到整个结构的刚度矩阵，即 m 【k 】- k 】p ( 2 1 4 ) e = l 这里的整体刚度矩阵 k 】为6 n x6 n 的对称方阵( 力为节点数目) 。有了 幻之后， 即可建立刚架结构中全部节点载荷【用与全部节点位移【绷之间的关系： 【k 】 棚= f 】 ( 2 1 5 ) 空间单元刚阵确定之后，再根据给定的位移约束条件，解方程组，即可求得各节 点位移，进而计算各杆件的内力和应力。 2 5f e a 求解步行器的基本思路 具体到本研究中来，对步行器进行有限元分析，具体做法就是： 、简化步行器构架图 1 将结构离散成在节点处连接的各单元的组合体( 见图3 2 ) ； 2 编排单元号和节点号( 如图3 1 - - - 3 2 ) ； 半 。 丝，o 一 = 1 _ j k _l 6 一 o o o 丝广 o o o o 天津大学硕士学位论文 3 将节点载荷施加到单元节点上。 二、求出以节点位移表示的单元节点力 一个节点出的未知力( 即单元节点力) 的数目，往往多于一个节点所能建力 的平衡方程式的数目；而该节点的位移数，恰好等于该节点所能建立的平衡方程 式的数目。因此，只要将单元节点力用节点位移来表示，那么，无论有多少个未 知力，则要求的未知数永远为节点位移，他们可以通过建立节点力( 以节点位移 表示的) 的平衡方程式求出，进一步可以求出单元的内力或应力。 三、建立节点平衡方程式 建立全部节点的平衡方程式，得到求解节点位移的线性方程组，就可以得到 节点位移。 四、求单元的内力或应力 第三章基于h r v 的步行器结构有限元仿真 第三章基于h r v 的步行器结构有限元仿真 本章主要研究目标是利用a n s y s 软件建立步行器的有限元模型，完成步行 器结构的有限元分析，然后计算施加不同方向分力作用下的步行器框架梁变形效 果与内力分布，在步行器上找出最适宜测量h r v 各分量的位置，为确定步行器 测力系统多传感器最佳粘贴位置提供科学依据。 为了对步行器结构进行有限元分析，首先需建立其有限元模型。一般而言， 模型的建立既可通过各种图形软件，如a u t oc a d ，p r o e 完成，也可直接用 a n s y s 自带的建模工具。本文主要利用a n s y s 的前处理模块来完成步行器有 限元模型的建立。 3 1 步行器建模 3 1 1 前置处理 一、建立有限元模型所需输入资料 根据常用的步行器形状，将步行器简化为一个由2 8 个节点，3 0 个杆件组成 的空间刚架模型，如图3 - 1 、3 - 2 所示，具体节点坐标取值和杆件设置如表3 1 和 表3 2 所示，坐标方向x 以右为正，y 以向前为正，z 以向上为正。 二、材料特征 步行器的主框架为铝合金管，因此在用a n s y s 建模过程中，选择有6 个自 由度的p i p e l 6 单元，这种单元类型可直接设置管的内外径，很容易实现管状结 构的设计。步行器的特征参数有：l 1 l 2 4 外径2 4 2 m m ，壁厚l m m ，l 2 5 l 3 0 外 径1 9 1 m m ，壁厚l m m ，另外在手柄梁与四个支脚相交处各有一个1 0 m m 的倒角， 每个倒角都用2 个关键点来表示。材料的杨氏模量7 0 0 0 0 ，泊松比0 3 3 ，可通过 a n s y s 中实常数对话框设置。材料的属性设置为s t r u c t u r a ll i n e a re l a s t i c i s o t r o p i c 。 7 三、单元切割的产生 将步行器空间刚架的每个杆件划分为3 0 个单元，共计9 0 0 个单元，每个单 元可视为一微小直梁，相互间通过单元节点连接。具体单元与杆件对应关系如表 3 2 所示。 四、边界条件 天津大学硕士学位论文 在步行器的四个支脚处施加约束，考虑到是对步行器在h r v 作用下的静力 学分析，在分析过程中四个支脚的各向位移都将置零。 五、负载条件 在步行器左右手柄中心处，也是关键点2 和1 2 处，分别沿x ，y ，z 方向施 加大小为f x = 10 k g ，f y = 10 k g 。f z = 一1 0 k g 的力。 3 1 2 步行器求解 求解的过程即为有限元分析的过程，不累赘叙述，这里可由有限元软件自动 完成。求解后即可得到步行器的各分割单元力矩等参数，可用于对步行器结构的 研究。 3 1 3 步行器后置处理 后置处理是将解题程序中所得的解答，如变形，内力，力矩等资料，通过图 形接口以不同的表达方式显示出来。 本文的目的为了考察步行器对h r v 每个分量的响应大小，h r v 的六个分量 分别施加给步行器，通过后处理分析，可获得关于步行器结构方面的某些信息。 从而确定步行器对h r v 各分量的最敏感位置。 一 一步行器框架的变形结果是f e a 最先求出的解答，在变形的基础上才能进行 内力部分的求解，在f l x = 1 0 k g ，f l y - - 1 0 k g ，f l z = 一1 0 k g 作用下进行单元内力求 解。由于在未来步行器测力系统的建立过程中，应变片采用的是弯曲模式，实际 上测量的也就是粘贴位置的弯矩大小，所以本文列出了内力中有关弯矩部分的结 果，分别如图3 3 3 5 所示( 不含连接杆件) 。其中，弯矩方向x ，y ，z i 分别尽 量沿袭f e a 空间刚架模型中x ，y ，z 坐标轴向的设置，仅有l 6 一l 9 和l 1 6 - l 1 9 段的y 向和z i 向是分别在原y z 平面内取梁段的轴向垂直和轴向，与原y 轴和z 轴取向略有区别。图中横坐标部分为单元标志，有表3 2 对应，纵坐标部分为弯 矩绝对值的大小，单位为n m r n 。考虑到在实际步行器的框架结构上，有横杆， 管脚以及连接套等一些不适合应变片粘贴的位置，所以图3 3 3 5 只列出了 l 1 l 2 0 部分适宜单元的弯矩。 由前面第二章的知识可知，各分量作用所引起的步行器最大形变位置是很接 近的，若直接以最大弯矩位置作为测量的地方，输出值中所包含的交互干扰成分 很大，因此考虑采用相对最大输出作为选择依据。相对输出的定义如下：假设对 于某个区间a 内任意单元的某项输出o ，它是由1 1 项输入f t l ( f = l ：珂) 所线性引 起的，那么根据输入的不同，o 也可以划分为n 项，即o = q ( 江l ：玎) ，其中q 称为由引起的输出。如果令o = y l ol ( t = l ：即) ，则o 。，= i o , 1 1 0 称为由引起的 第三章基于h r v 的步行器结构有限元仿真 相对输出，它的取值介于【0 ，1 】之间，而且在整个区间内，q 分布必定于某一个 或某几个单元处会取得最大值。实际需要的位置就是当p 在某个单元有最大输 出，而同时此单元的其他分量作用输出相对很小。 具体到本研究中来，a 对应的是步行器框架梁的划分的一个杆件，单元输出 0 对应的是某项弯矩( 可能为m x ，m y ，m z 其中之一) ，各项输入对应的是由 步行器使用过程中最常见负载集中简化成的6 个分量，也即分别作用在步行器左 右手柄上的各3 个方向分量力( f i x ，f l y ，f l z ；f r x ，f r y ，f r z ) ，作用力与输出 弯矩之间存在线性关系。那么按照相关定义，只要了解到所有这6 个方向分量力 作用下的弯矩绝对值分布，就能得到它们的相对输出分布，从而确定其相对输出 最大位置。 图3 1 步行器节点模型 图3 - 2 步行器杆件模型 天津大学硕士学位论文 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 0 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 8 0 2 4 0 l l o 1 0 0 5 0 0 4 8 0 4 3 0 3 9 7 5 3 8 0 3 0 4 2 4 0 1 1 0 1 0 0 5 0 0 4 8 0 4 3 0 3 9 7 5 3 8 0 3 7 5 3 7 5 1 1 0 3 7 0 l l o 3 7 0 3 7 0 8 2 5 8 2 5 8 1 5 3 9 0 o 0 3 9 0 6 4 0 8 1 5 8 2 5 8 2 5 8 2 5 8 1 5 3 9 0 0 o 3 9 0 6 4 0 8 1 5 8 2 5 8 2 5 4 7 5 4 7 5 4 7 5 4 7 5 8 2 5 2 82 8 0 3 7 0 8 2 5 - 1 9 - 2 3 4 5 6 7 8 9 m 佗b mm硌侈加扒勉拐m药拍 第三章基于h r v 的步行器结构有限元仿真 3 2 步行器仿真结果分析 图3 3 3 5 给出了步行器左手柄上三个分量力f i x ，f l y ，f l z 的适宜单元输 出绝对值分布，考虑到步行器框架的左右对称性，其右手柄上的三个分量力作用 下的弯矩分布也可以由上述图中的对应单元进行简单的左右对换获得，也就是把 图中前半部分1 3 0 0 单元的曲线和后半部分单元3 0 1 6 0 0 的曲线进行平移对调获 得。这样，图3 - 3 3 5 实际上也包含了步行器框架梁上左右手6 个方向分量力作 用下的输出( 弯矩) 绝对值分布。 由图3 3 3 5 的结果可知，f i x 和f r x 所引发的弯矩主要是y 向的，且在两侧 框架梁近似分布；f l y ，f l z ，f r y ，f r z 所引发的弯矩主要是x 向的，只在单侧框 架梁分布。因此，我们可以得到如下结论：如果单元区间取在步行器左半框架， 其上的y 向弯矩主要是由f i x 和f r x 引起的，x 向弯矩主要是由f l y 和f l z 所引起 的。分别做出f l x ，f r x 和f l y ，f l z 在步行器左半框架对r 向和y 响弯矩的相对 输出分布，如图3 争3 8 所示，途中分布曲线最高值所在单元区域也就是各分量 的相对输出最大性位置。基于步行器框架的对称性，在步行器右半框架，f l x ， f r x ，f r y ，f r z 对y 向和x 恂弯矩的相对输出也有类似的分布结论。 在实际应用过程中，三维力负载的大小不可能是等值的标准力，即各个方向 天津大学硕士学位论文 分量的大小是不等的，特别是z 向力较其它两向要大，且实际行走过程，力的作 用点也会有变化，因此我们考察了f x ：f y ：f z = l ：l ：l l ：l ：5 条件下以及作 用点向前和向后5 m m 的步行器弯矩相对输出，结果如图3 - 9 3 1 2 所示，不同比 例的负载仅对相对输出幅度有影响，而分布形状没有改变，而作用点在手柄前后 适当范围内的移动也基本上不影响相对输出曲线的形状。因此，我们可以得出结 论：实际行走过程不等值比例力作用和作用点在一定范围内移动不会影响步行器 的相对输出。 由于未来冗余- 优化算法和数据融合方法的采用( 见后续章节) ，研究中要求 每个分量对应的相对输出最大位置应该有两个，分别位于步行器框架的前半部分 和后半部。另外，具体位置最好不要选在局部杆件中间，因为相对杆件末端更有 利于应变片电桥的准确定位。考虑到实际操作因素的影响，结合图3 6 3 8 ，我 们考虑到：