基于力位混合控制的踝關節(jié)外骨骼機器人四段式助力技術

劉亞麗， 宋遒志，2， 趙明升， 周能兵， 劉悅

(1.北京理工大學 機電學院， 北京 100081; 2.北京理工大學 前沿技術研究院， 山東 濟南 250300)

0 引言

外骨骼機器人是一種仿人機械結構，是一種能夠與人體良好貼合并對人體運動實施力量輔助的能力增強設備。自2000年由美國國防部先進研究項目局支持的增強人體機能外骨骼研究開始[1-2]，世界各國紛紛開始了外骨骼機器人的研究。早期研究主要集中于剛性助力外骨骼機器人，如美國加利福尼亞大學伯克利分校研制的下肢負重外骨骼機器人[3-5]、麻省理工學院下肢負重外骨骼機器人[6]、俄羅斯“勇士-21”外骨骼機器人[7]等。上述剛性助力外骨骼機器人多采用液壓或氣壓驅動方式，自身質量大，并且人體穿戴外骨骼后，由于剛性支撐關節(jié)與人體運動關節(jié)產(chǎn)生錯位，導致驅動系統(tǒng)的機械能損耗，驅動系統(tǒng)所提供的功率遠大于人體運動所需功率，造成能量的浪費[8-10]，限制了剛性外骨骼機器人的實際應用。

為改善剛性外骨骼機器人存在的關節(jié)運動錯位等問題，學者們開始了柔性外骨骼機器人的研究。2015年，《Nature》期刊報道了利用無驅動的彈簧儲能元件進行踝關節(jié)助力的柔性外骨骼機器人[11]，該機器人能夠使人在跑步機上行走降低7%的能量代謝。2013年—2017年，在美國國防部先進研究項目局支持下，哈佛大學研制了柔性外骨骼機器人soft exosuit系列[12-14]，外骨骼機器人采用彈性線纜作為驅動的執(zhí)行機構，對髖關節(jié)屈曲、踝關節(jié)跖屈進行關節(jié)助力，外骨骼機器人在將驅動外置(將驅動置于身體之外的固定位置，驅動不由人體背負)的實驗室研究條件下能夠使受試者能耗降低11%～15%. 另外，研制的踝關節(jié)跖屈助力柔性外骨骼機器人[13]，在驅動器外置的實驗室條件下，可以實現(xiàn)受試者在跑步機上行走能耗降低22.83%. 2016年，麻省理工學院研制了一款自治式(驅動由人體背負)踝關節(jié)助力外骨骼機器人[15-16]，該外骨骼機器人將驅動及控制模塊置于小腿脛骨前，通過玻璃纖維及尼龍繩作為執(zhí)行機構，對踝關節(jié)進行跖屈助力，能夠使受試者在跑步機上行走降低11%的能量代謝，并使受試者在背負23 kg負重條件下降低8%的能量代謝。2018年，哈佛大學研制的soft exosuits髖踝多關節(jié)助力外骨骼機器人[17]進行了實地行走測試，該外骨骼機器人采用慣性傳感器系統(tǒng)及力傳感器開展實際行走過程中的力位混合控制，對踝關節(jié)與髖關節(jié)進行助力，驗證了該自治式外骨骼機器人在實際道路行走過程中實施助力的可靠性，在平地行走相同的距離，穿戴外骨骼機器人的行走速度略有降低，但攝氧量耗能卻有顯著增加。2019年，該實驗室研究了單關節(jié)的髖關節(jié)柔性助力外骨骼機器人[18]，通過基于人體運動質心的勢能變化對髖關節(jié)進行運動助力，實現(xiàn)了平地行走及跑步的模式自適應切換，并開展了單人坡地行走測試來反映該外骨骼的多運動模式適應性。

國內對柔性外骨骼機器人的研究剛剛起步，代表性科研團隊有哈爾濱工業(yè)大學[19]、中國科學院深圳先進技術研究院[20]、東南大學[21]等。目前研制的柔性外骨骼機器人多數(shù)采用關節(jié)驅動外置，其平地行走助力的代謝能耗數(shù)據(jù)尚未報道。

外骨骼機器人作為對人體運動輔助設備，目前在實驗室環(huán)境下的驅動外置外骨骼機器人及無驅動式外骨骼機器人能夠有效地降低人體運動能耗，而驅動固定于人體的自治式外骨骼機器人能夠降低能量代謝的研究較少，目前僅有麻省理工學院的自治式踝關節(jié)驅動外骨骼和斯坦福最新研究的髖關節(jié)外骨骼機器人能夠實現(xiàn)平地行走或跑步過程中能量代謝的下降[15-16，18，22]。另外，目前報道的外骨骼機器人多針對于平地行走模式，而外骨骼實際應用場景中往往伴隨著上下坡等復雜環(huán)境。因此，研究在坡地行走過程中的自治式外骨骼機器人技術，有助于推動外骨骼機器人的實際應用。

本文針對目前坡地行走外骨骼機器人研究較少、坡地助力機理不明確等問題，重點研究坡地行走過程中關節(jié)助力機理，以突破柔性踝關節(jié)助力技術，明確踝關節(jié)助力外骨骼機器人關節(jié)助力大小與助力階段，研究踝關節(jié)外骨骼機器人自適應控制技術，實現(xiàn)機器人的坡地行走助力。

1 踝關節(jié)助力機理研究

柔性助力外骨骼機器人主要通過關節(jié)助力的方式實現(xiàn)運動助力，助力關節(jié)的設置及驅動方式以及驅動特征成為外骨骼機器人的研究重點。

人體下肢運動主要依靠髖關節(jié)、膝關節(jié)與踝關節(jié)運動實現(xiàn)。已有研究表明，在平地行走過程中，單個步態(tài)周期內髖、膝、踝關節(jié)的關節(jié)做功比值為0.56∶0.54∶0.84，髖關節(jié)、膝關節(jié)與踝關節(jié)的正功比值為0.44∶0.15∶0.58[23]，各關節(jié)的關節(jié)功率曲線如圖1所示。由圖1可知，踝關節(jié)在腳尖離地前的支撐后期產(chǎn)生較大的踝關節(jié)背屈功率，其約為髖關節(jié)最大功率的4倍[24]。為了設計針對坡地行走的助力外骨骼機器人，有必要重點研究在坡地行走過程中的人體運動特征。

圖1 平地行走單個步態(tài)周期髖膝踝關節(jié)功率曲線圖[24]Fig.1 Powers of hip， knee and ankle joint in one gait during level walking[24]

項目組募集3名健康受試者(身高176.67 cm±5.51 cm，體重76.00 kg±5.29 kg)參與坡地負重行走測試。測試內容如下：坡度5°情況下，跑步機4.0 km/h分別開展負重0 kg(即受試者無負重)、10 kg、20 kg狀態(tài)下的行走測試。測試過程中采集受試者身體標志點的空間運動軌跡及行走過程中的足底壓力。

參照HelenHayes人體標準模型進行肢體標記點標記，具體標記點的標記位置如表1所示。采用美國魔神公司的三維運動捕捉系統(tǒng)采集行走過程中的標志點空間運動軌跡。采用三維測力跑臺采集行走過程中的足底壓力。測試場景如圖2所示。

表1 HelenHayes人體標準模型標志點位置Tab.1 Position of markers in HelenHayes model ofhuman body

圖2 坡地行走測試場景Fig.2 Photograph of slope walking experiment

基于標志點坐標軌跡的逆運動學計算下肢髖關節(jié)、膝關節(jié)、踝關節(jié)的運動角度，并采用歐拉方程對大腿、小腿、足進行多剛體逆動力學求解，根據(jù)足底壓力及作用點求解踝關節(jié)的關節(jié)力矩，依此類推，反求各關節(jié)的關節(jié)力矩。根據(jù)關節(jié)力矩與關節(jié)角速度計算關節(jié)功率如下：

(1)

不負重條件下的各關節(jié)關節(jié)力矩與關節(jié)功率曲線如圖3所示。圖3中，HS表示右足跟著地，TO表示右腳腳尖離地，以右腿的單個步態(tài)周期為例進行繪制。從圖3中(b)可知，與平地行走(見圖1)相比，在坡地行走過程中，不負重條件下髖關節(jié)與膝關節(jié)的關節(jié)正向功率均有增加，踝關節(jié)仍是3個關節(jié)中正向功率最大的關節(jié)。對比圖1與圖3(b)步態(tài)周期的支撐期長度可以發(fā)現(xiàn)，在坡地行走過程中支撐期明顯增長。圖4所示為坡地行走時不同負重質量下的單個步態(tài)周期內各關節(jié)功率曲線。由圖4可以看出，隨著負重質量的增加，坡地行走過程中各關節(jié)正向功率均增大，但支撐期在步態(tài)周期中的百分比相對恒定。

圖3 坡地行走時不負重條件下單個步態(tài)周期內各關節(jié)力矩與功率曲線Fig.3 Moment and power curves of all joints in one gait during walking on a slope without loads

圖4 坡地行走時不同負重質量下單個步態(tài)周期內各關節(jié)功率曲線Fig.4 Power curves of all joints in one gait during walking on a slope with different loads

根據(jù)圖3和圖4關節(jié)功率運動曲線，歸納在坡地行走過程中人體的運動生物力學特征如下：在坡地行走過程中，無論是否負重，踝關節(jié)的跖屈正向功率均為最大。在人體行走過程中，腳尖蹬地、離地前的準備過程中，踝關節(jié)表現(xiàn)出較大的能量輸出；在坡地行走過程中，步態(tài)的支撐期較平地行走有所增加，使得坡地行走的自治式外骨骼機器人擁有更長的助力時長。

通過坡地行走過程中人體的運動生物力學特征分析，本文確定將踝關節(jié)作為坡地行走過程中的主要助力關節(jié)。

2 柔性踝關節(jié)外骨骼助力技術

2.1 踝關節(jié)助力大小參數(shù)研究

自治式踝關節(jié)外骨骼機器人可為踝關節(jié)提供正向的跖屈運動力矩。基于第1節(jié)的行走測試，在坡地行走過程中，踝關節(jié)在不負重條件下的最大關節(jié)力矩絕對值數(shù)據(jù)約為1.93 N·m/kg(見圖3(a))，以70 kg作為人體質量的參考值，踝關節(jié)的關節(jié)力矩最大值為135 N·m. 人體踝關節(jié)之所以能夠在短時間提供如此大的跖屈力矩，是因為踝關節(jié)處小腿跟腱的作用，跟腱剛度系數(shù)高達80 N/mm[25]. 考慮采用鮑登線方式進行柔性驅動，將壓力作用點由關節(jié)中心均勻分布于人體足底及大腿、小腿處。人體的大腿、小腿等皮膚表面承受壓力的能力遠遠小于跟腱處拉力。因此，在設計自治式踝關節(jié)外骨骼機器人時，對于踝關節(jié)的最大助力即彈簧的最大拉力，需要通過實驗測試確定。

募集3名健康受試者(身高176.67 kg±5.51 kg，體重76.00 kg±5.29 kg)，在小腿處串聯(lián)彈簧與拉力傳感器，并進行坡地行走測試。人體站立時，彈簧及拉力傳感器等設備處于拉直狀態(tài)，并且彈簧此時無預緊力。測試過程如圖5所示。選擇士兵日常行走背負的25 kg負重作為測試負重，監(jiān)測受試者在背負25 kg質量下行走產(chǎn)生的最大彈簧拉力。選擇受試者能夠在行走過程中拉動彈簧產(chǎn)生變形的最大剛度彈簧K=60 N/mm，行走過程中彈簧的最大拉力如表2所示。

圖5 坡地行走踝關節(jié)外骨骼被動彈簧拉伸測試Fig.5 Stretch test of passive spring of ankle joint exoskeleton robot during walking on a slope

表2 坡地行走被動彈簧拉力

被動行走過程中測試獲得的彈簧拉力最大值是受試者能夠承受的舒適值。自治式踝關節(jié)助力外骨骼機器人參考該數(shù)值進行踝關節(jié)腳后跟的助力控制?？紤]到坡地行走過程較平地行走過程需提供更大的關節(jié)助力拉力，引入放大系數(shù)ε(ε=2～3)。踝關節(jié)助力的最大值依據(jù)(2)式進行計算：

Fmax=ε×maxFp，

(2)

式中：Fp表示踝關節(jié)目標助力拉力。

依據(jù)表2的被動彈簧拉力可知，針對體重76 kg的健康男性，踝關節(jié)助力拉力范圍為Fmax=160～240 N.

2.2 踝關節(jié)四段式助力階段研究

自治式踝關節(jié)助力外骨骼機器人實施輔助拉力確定后，需要進一步分析輔助力矩的施加時刻。

人體行走過程中，踝關節(jié)的跖屈運動主要由腓腸肌收縮實現(xiàn)。彈簧串連于小腿跟腱處，重點模擬人體跟腱在腓腸肌收縮過程中的儲能，在腳尖離地過程中釋放能量的特性。分析人體下肢運動可以發(fā)現(xiàn)，腓腸肌在對側腳尖離地支撐期中期開始進行收縮，至擺動期前期支撐期后期腳尖離地前降到最低；脛骨前肌在擺動期前期開始收縮，至支撐期中期降低至最低，具體如圖6所示[24]。因此，在設計踝關節(jié)助力時間上要充分考慮對腓腸肌的輔助作用，同時也不要對脛骨前肌的收縮造成干擾。

圖6 單個步態(tài)周期下腓腸肌與脛骨前肌肌肉激活特性[24]Fig.6 Muscle activation of gastrocnemius and anterior tibial muscle in one gait[24]

運動過程中，助力時間可以依據(jù)足底壓力情況進行判斷。足底壓力分別通過鞋底足跟、足尖處設置的壓力傳感器采集，以監(jiān)測人體所處的運動階段。人體在坡地行走過程中的足底壓力變化如圖7所示。分析足底壓力變化可知，圖7中共有A、B、C、D4個標志點：A點，足跟開始出現(xiàn)壓力，表示足跟開始著地；B點，足跟壓力達到最大，之后足跟壓力減小、足尖壓力增大，表示運動由支撐期前期開始過渡到支撐期中期；C點，足尖壓力達到最大，表示運動到支撐后期；D點，足底壓力降到0 N，表示腳尖離地，擺動期開始。依據(jù)足底壓力變化，可以將單個步態(tài)周期的運動過程分為4個階段：AB段表示支撐期前期，BC段表示支撐期中期，CD段表示支撐期后期，D到下一個步態(tài)的A段表示擺動期。

圖7 坡地行走足跟及足尖壓力變化曲線Fig.7 Curves of heel and toe pressures during walking on a slope

2.3 四段式力位混合控制方法

本文所提踝關節(jié)外骨骼機器人采用電機收放鮑登線，執(zhí)行端遠置的方式。末端輸出彈簧拉力，驅動端輸入電機轉動角度，因此在進行驅動控制過程中采用力位混合控制方法。

根據(jù)足底壓力的四階段劃分，設置目標的驅動執(zhí)行端四階段彈簧拉力特性，如(3)式所示：

(3)

式中：F為彈簧拉力；k1表示助力大小上升斜率；t表示步態(tài)周期百分比；b1表示助力大小上升的常量；-k2表示助力大小下降斜率；b2表示助力大小下降的常量。

在彈簧拉伸過程中，執(zhí)行機構從電機輸出端到彈簧拉力末端的力學關系如下：

s=nrθ，

(4)

F=Ks，

(5)

式中：s表示彈簧的形變量；n表示電機減速比；r表示電機軸的半徑；θ表示電機旋轉的角度；K表示彈簧剛度?；隍寗与姍C的內置電位計與踝關節(jié)執(zhí)行機構的力傳感器進行力位混合控制，具體控制流程圖如圖8所示。圖8中，F(xiàn)d表示四階段踝關節(jié)目標助力拉力，F(xiàn)r表示真實助力拉力，θd表示目標電機轉動角度，θr表示真實電機轉動角度。

圖8 踝關節(jié)力位混合控制技術Fig.8 Force-position hybrid control method of ankle exoskeleton

2.4 柔性踝關節(jié)助力外骨骼機器人

已有研究表明，將驅動等負重布置于軀干或骨盆處引起的人體行走能量代謝是將負重置于腳部的1/4[9].因此，在自治式踝關節(jié)外骨骼機器人設計過程中，將驅動電機置于腰間，利用柔性鮑登線作為柔性執(zhí)行機構，將彈簧串連于小腿跟腱處，固定連接于內置壓力傳感器的鞋子上，以降低人體行走的能量代謝。柔性踝關節(jié)外骨骼機器人整體布局如圖9所示。

圖9 自治式踝關節(jié)外骨骼機器人整體布局圖Fig.9 Overall layout of autonomous ankle exoskeleton robot

在行走過程中，該柔性踝關節(jié)外骨骼機器人通過腰部驅動及固定連接于足跟的鮑登線對踝關節(jié)的跖屈運動提供助力力矩。在足跟觸地到腳尖觸地過程中，電機驅動鮑登線由松弛到張緊狀態(tài)，為足跟離地過程提供助力力矩做準備。在足跟離地到腳尖離地過程中，驅動電機快速收緊鮑登線，此時位于小腿處的彈簧被快速拉伸，在腳尖離地時達到最大拉力，為踝關節(jié)的跖屈運動提供最大助力。隨著腳尖離地，肢體在擺動期運動，驅動電機釋放鮑登線，快速減小彈簧拉力至最小(0 N)，不對踝關節(jié)擺動期的背屈運動造成阻力。

依據(jù)在行走過程中提供的助力功率選擇確定驅動參數(shù)，計算公式如(6)式、(7)式所示：

η=0.98×0.98×0.98×0.94=0.88,

(6)

(7)

式中：η表示電機、減速器及鮑登線執(zhí)行端的傳遞效率；Pm表示電機驅動功率；Pa表示踝關節(jié)單個步態(tài)周期正功功率。

(6)式中，因驅動采用3級齒輪減速器設計，查機械設計手冊可知，單級齒輪傳遞效率為0.98～0.99，計算取0.98.減速器端設計卷輪來收放鮑登線，查機械設計手冊可知，采用卷繩輪的傳遞效率為0.94.電機選型過程中，以電機功率與轉動速度作為選擇目標；Pa按照坡地行走過程中的最大踝關節(jié)功率取值2.5 W/kg.

根據(jù)(6)式、(7)式計算得到Pm，

Pm=198 W.

(8)

行走過程以5 km/h作為目標行走速度，最大踝關節(jié)功率處的角速度為1.47 rad/s，電機執(zhí)行端的線速度約為0.117 m/s. 依據(jù)此執(zhí)行端線速度計算電機的額定轉速，從而確定電機的選擇。因電機的選擇計算采用常規(guī)設計方法，并且不是本文重點介紹內容，對于電機的選型不做詳細說明。

3 助力效果測試

為了檢驗助力方法的可行性與有效性，募集2名健康受試者進行助力效果測試實驗。

3.1 助力效果測試實驗

實驗主要從兩個方面進行助力效果的評估，一方面從彈簧施加的彈簧拉力進行評估，另一方面從受試者整體能耗層面進行評估。

彈簧拉力通過串連于彈簧末端的單向力傳感器進行測量，傳感器量程50 kg；受試者的整體能耗通過意大利科時邁公司生產(chǎn)的便攜式攝氧量測試設備cosmed K5進行測量。受試者佩戴好攝氧量測試設備，以背負25 kg負重、跑步機坡度設定為5°、行走速度設定為5 km/h為測試條件，進行3組坡地行走測試：1)穿戴外骨骼，外骨骼驅動處于使能狀態(tài)下進行測試；2)穿戴外骨骼，外骨骼驅動處于不使能狀態(tài)下進行測試；3)不穿戴外骨骼進行行走測試。

每組測試過程中，受試者首先進行靜息5 min攝氧量測試，后持續(xù)測量行走10 min的攝氧量測試，運動完成后繼續(xù)進行8 min靜息攝氧量的測試。3組測試順序隨機，每組測試持續(xù)23 min，組間休息15 min，整個測試流程如圖10所示。

圖10 凈攝氧量測試流程
Fig.10 Oxygen uptake testing process

ΔVO2=VO2e+VO2a-2×VO2b，

(9)

式中：ΔVO2表示運動產(chǎn)生的耗氧量變化；VO2e表示運動過程中最后5 min的平均攝氧量；VO2a表示運動后靜息最后5 min的平均攝氧量；VO2b表示運動前靜息5 min的平均攝氧量。

3.2 實驗結果

3.2.1 彈簧拉力變化特征

受試者穿戴外骨骼機器人進行坡地助力行走，分析外骨骼機器人驅動使能狀態(tài)下的彈簧拉力變化與對應的行走步態(tài)周期關系，檢驗控制策略與方法的可行性與有效性。

以單側腿左腿的運動為研究對象，圖11展示了單個步態(tài)周期過程中，腳后跟處彈簧拉力的變化曲線。

圖11 不同步態(tài)周期中彈簧拉力的曲線Fig.11 Spring force curves during different gait cycles

圖11中A、B、C、D與圖7中A、B、C、D含義一致，AB段表示由足跟著地到足跟壓力達到最大的過程，即由足跟著地到支撐期中期過渡的過程，該階段，電機以高速占空比運行，使得彈簧逐漸拉伸到180 N拉力，并開始采用力控制方式，使彈簧拉力維持在180 N；BC段表示足跟壓力減小，足跟逐漸離地，腓腸肌開始收縮，壓力重心由足跟過渡到足尖，該階段由于足跟的離地，彈簧拉力出現(xiàn)略微降低，增大電機占空比，使得彈簧拉力恢復至180 N，并在足尖壓力達到最大時，彈簧拉力達到最大值200 N；CD段表示足尖逐漸離地的過程，此過程腓腸肌收縮逐漸降低，彈簧的拉力也逐漸降低，電機以較小的占空比進行反向轉動，放松鮑登線，彈簧逐漸恢復原長；D點至下一步態(tài)周期的A點，表示步態(tài)周期的擺動階段，電機以較小占空比進行反向轉動，至電位計達到初始站立狀態(tài)時的角度30°時，電機占空比調至0，保證彈簧處于原長位置不會對擺動期的運動造成干擾。

假設彈簧相對于踝關節(jié)轉動中心的距離不變，約為8 cm，則彈簧拉力與彈簧提供的踝關節(jié)轉矩存在線性關系，計算公式如(10)式所示：

τ=F×l，

(10)

式中：τ為彈簧所提供的踝關節(jié)轉矩；l為彈簧拉力相對于踝關節(jié)旋轉中心的垂直距離。

在單個步態(tài)周期中，彈簧提供的最大踝關節(jié)跖屈力矩為16 N·m. 受試者體重為70 kg，彈簧拉力提供的踝關節(jié)助力力矩為0.23 N·m/kg，與上述坡地行走測試中采集的踝關節(jié)力矩3.2 N·m/kg相比，機械外骨骼機器人提供的踝關節(jié)運動扭矩約為生物力學踝關節(jié)扭矩的7%.

3.2.2 運動攝氧量特征

受試者進行3組不同的攝氧量測試(其他條件相同的前提下，分別進行不穿戴外骨骼機器人、穿戴外骨骼機器人驅動使能與穿戴外骨骼機器人驅動不使能3組運動)，將受試者不穿戴外骨骼機器人進行測試的數(shù)據(jù)作為基準，計算在穿戴外骨骼機器人驅動使能與穿戴外骨骼機器人驅動不使能兩種狀態(tài)下的攝氧量能耗降低百分比η，計算公式如(11)式所示：

(11)

式中：ΔVO2_e表示穿戴外骨骼機器人時的運動總攝氧量；ΔVO2_n表示不穿戴外骨骼機器人時的運動總攝氧量。

2名受試者在3種不同狀態(tài)下的運動總凈攝氧量消耗及能耗降低百分比如表3所示。

表3 不同運動狀態(tài)下運動總攝氧量及攝氧量能耗降低百分比Tab.3 Oxygen uptakes and percentage reduction in oxygenconsumption during different conditions

從表3中可以看出，穿戴外骨骼驅動不使能狀態(tài)下，與不穿戴外骨骼機器人相比，攝氧量消耗增加(2名受試者的數(shù)據(jù)增加平均值為2.9%)，但在驅動使能狀態(tài)下的攝氧量消耗降低(2名受試者數(shù)據(jù)降低平均值為3.5%)。

3.3 結果分析

從3.2.1節(jié)彈簧拉力變化特征的分析可以看出，踝關節(jié)外骨骼機器人的儲能彈簧在行走過程中釋放能力，有助于減小踝關節(jié)在跖屈運動過程中的生物力學力矩，從而有助于降低人體行走過程中的能量消耗。

從3.2.2節(jié)人體行走過程中消耗的運動凈攝氧量來分析，自治式驅動外骨骼機器人在驅動不使能狀態(tài)下，增大了受試者相同條件下的運動攝氧量，但在驅動使能狀態(tài)下，降低了受試者的運動攝氧量。對比受試者穿戴外骨骼機器人并且驅動使能狀態(tài)的攝氧量與不穿戴外骨骼機器人的攝氧量，發(fā)現(xiàn)攝氧量降低了約3.5%，而穿戴外骨骼機器人驅動不使能狀態(tài)下的運動攝氧量較不穿戴外骨骼機器人受試者攝氧量增加了約2.9%. 表明外骨骼機器人驅動設備的增加使得人體負重行走的負載增大，人體行走攝氧量消耗增加，而外骨骼機器人增加的儲能元件能夠有效降低由外骨骼本身增加的負擔，并協(xié)調人體運動，進而降低人體自身的關節(jié)發(fā)力，實現(xiàn)外骨骼機器人驅動使能狀態(tài)下的攝氧量減低。

4 結論

本文研究了坡地行走過程中的人體運動生物力學特征，提出了基于力位混合控制的踝關節(jié)四段式助力控制技術，設計了踝關節(jié)助力外骨骼機器人。

結果表明：踝關節(jié)助力外骨骼機器人實現(xiàn)了7%關節(jié)運動力矩輔助，穿戴外骨骼降低了同等運動環(huán)境下的人體運動攝氧量。該四段式外骨骼機器人助力系統(tǒng)在坡地行走過程中具有良好的助力效果。