劉亞麗， 宋遒志，2， 趙明升， 周能兵， 劉悅

(1.北京理工大學(xué) 機(jī)電學(xué)院， 北京 100081; 2.北京理工大學(xué) 前沿技術(shù)研究院， 山東 濟(jì)南 250300)

0 引言

外骨骼機(jī)器人是一種仿人機(jī)械結(jié)構(gòu)，是一種能夠與人體良好貼合并對人體運(yùn)動(dòng)實(shí)施力量輔助的能力增強(qiáng)設(shè)備。自2000年由美國國防部先進(jìn)研究項(xiàng)目局支持的增強(qiáng)人體機(jī)能外骨骼研究開始[1-2]，世界各國紛紛開始了外骨骼機(jī)器人的研究。早期研究主要集中于剛性助力外骨骼機(jī)器人，如美國加利福尼亞大學(xué)伯克利分校研制的下肢負(fù)重外骨骼機(jī)器人[3-5]、麻省理工學(xué)院下肢負(fù)重外骨骼機(jī)器人[6]、俄羅斯“勇士-21”外骨骼機(jī)器人[7]等。上述剛性助力外骨骼機(jī)器人多采用液壓或氣壓驅(qū)動(dòng)方式，自身質(zhì)量大，并且人體穿戴外骨骼后，由于剛性支撐關(guān)節(jié)與人體運(yùn)動(dòng)關(guān)節(jié)產(chǎn)生錯(cuò)位，導(dǎo)致驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)的機(jī)械能損耗，驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)所提供的功率遠(yuǎn)大于人體運(yùn)動(dòng)所需功率，造成能量的浪費(fèi)[8-10]，限制了剛性外骨骼機(jī)器人的實(shí)際應(yīng)用。

為改善剛性外骨骼機(jī)器人存在的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)錯(cuò)位等問題，學(xué)者們開始了柔性外骨骼機(jī)器人的研究。2015年，《Nature》期刊報(bào)道了利用無驅(qū)動(dòng)的彈簧儲(chǔ)能元件進(jìn)行踝關(guān)節(jié)助力的柔性外骨骼機(jī)器人[11]，該機(jī)器人能夠使人在跑步機(jī)上行走降低7%的能量代謝。2013年—2017年，在美國國防部先進(jìn)研究項(xiàng)目局支持下，哈佛大學(xué)研制了柔性外骨骼機(jī)器人soft exosuit系列[12-14]，外骨骼機(jī)器人采用彈性線纜作為驅(qū)動(dòng)的執(zhí)行機(jī)構(gòu)，對髖關(guān)節(jié)屈曲、踝關(guān)節(jié)跖屈進(jìn)行關(guān)節(jié)助力，外骨骼機(jī)器人在將驅(qū)動(dòng)外置(將驅(qū)動(dòng)置于身體之外的固定位置，驅(qū)動(dòng)不由人體背負(fù))的實(shí)驗(yàn)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(guān)節(jié)跖屈助力柔性外骨骼機(jī)器人[13]，在驅(qū)動(dòng)器外置的實(shí)驗(yàn)室條件下，可以實(shí)現(xiàn)受試者在跑步機(jī)上行走能耗降低22.83%. 2016年，麻省理工學(xué)院研制了一款自治式(驅(qū)動(dòng)由人體背負(fù))踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人[15-16]，該外骨骼機(jī)器人將驅(qū)動(dòng)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(jī)構(gòu)，對踝關(guān)節(jié)進(jìn)行跖屈助力，能夠使受試者在跑步機(jī)上行走降低11%的能量代謝，并使受試者在背負(fù)23 kg負(fù)重條件下降低8%的能量代謝。2018年，哈佛大學(xué)研制的soft exosuits髖踝多關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人[17]進(jìn)行了實(shí)地行走測試，該外骨骼機(jī)器人采用慣性傳感器系統(tǒng)及力傳感器開展實(shí)際行走過程中的力位混合控制，對踝關(guān)節(jié)與髖關(guān)節(jié)進(jìn)行助力，驗(yàn)證了該自治式外骨骼機(jī)器人在實(shí)際道路行走過程中實(shí)施助力的可靠性，在平地行走相同的距離，穿戴外骨骼機(jī)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(shí)驗(yàn)室研究了單關(guān)節(jié)的髖關(guān)節(jié)柔性助力外骨骼機(jī)器人[18]，通過基于人體運(yùn)動(dòng)質(zhì)心的勢能變化對髖關(guān)節(jié)進(jìn)行運(yùn)動(dòng)助力，實(shí)現(xiàn)了平地行走及跑步的模式自適應(yīng)切換，并開展了單人坡地行走測試來反映該外骨骼的多運(yùn)動(dòng)模式適應(yīng)性。

國內(nèi)對柔性外骨骼機(jī)器人的研究剛剛起步，代表性科研團(tuán)隊(duì)有哈爾濱工業(yè)大學(xué)[19]、中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院[20]、東南大學(xué)[21]等。目前研制的柔性外骨骼機(jī)器人多數(shù)采用關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)外置，其平地行走助力的代謝能耗數(shù)據(jù)尚未報(bào)道。

外骨骼機(jī)器人作為對人體運(yùn)動(dòng)輔助設(shè)備，目前在實(shí)驗(yàn)室環(huán)境下的驅(qū)動(dòng)外置外骨骼機(jī)器人及無驅(qū)動(dòng)式外骨骼機(jī)器人能夠有效地降低人體運(yùn)動(dòng)能耗，而驅(qū)動(dòng)固定于人體的自治式外骨骼機(jī)器人能夠降低能量代謝的研究較少，目前僅有麻省理工學(xué)院的自治式踝關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)外骨骼和斯坦福最新研究的髖關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人能夠?qū)崿F(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(bào)道的外骨骼機(jī)器人多針對于平地行走模式，而外骨骼實(shí)際應(yīng)用場景中往往伴隨著上下坡等復(fù)雜環(huán)境。因此，研究在坡地行走過程中的自治式外骨骼機(jī)器人技術(shù)，有助于推動(dòng)外骨骼機(jī)器人的實(shí)際應(yīng)用。

本文針對目前坡地行走外骨骼機(jī)器人研究較少、坡地助力機(jī)理不明確等問題，重點(diǎn)研究坡地行走過程中關(guān)節(jié)助力機(jī)理，以突破柔性踝關(guān)節(jié)助力技術(shù)，明確踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人關(guān)節(jié)助力大小與助力階段，研究踝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人自適應(yīng)控制技術(shù)，實(shí)現(xiàn)機(jī)器人的坡地行走助力。

1 踝關(guān)節(jié)助力機(jī)理研究

柔性助力外骨骼機(jī)器人主要通過關(guān)節(jié)助力的方式實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)助力，助力關(guān)節(jié)的設(shè)置及驅(qū)動(dòng)方式以及驅(qū)動(dòng)特征成為外骨骼機(jī)器人的研究重點(diǎn)。

人體下肢運(yùn)動(dòng)主要依靠髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)實(shí)現(xiàn)。已有研究表明，在平地行走過程中，單個(gè)步態(tài)周期內(nèi)髖、膝、踝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)做功比值為0.56∶0.54∶0.84，髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)的正功比值為0.44∶0.15∶0.58[23]，各關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)功率曲線如圖1所示。由圖1可知，踝關(guān)節(jié)在腳尖離地前的支撐后期產(chǎn)生較大的踝關(guān)節(jié)背屈功率，其約為髖關(guān)節(jié)最大功率的4倍[24]。為了設(shè)計(jì)針對坡地行走的助力外骨骼機(jī)器人，有必要重點(diǎn)研究在坡地行走過程中的人體運(yùn)動(dòng)特征。

圖1 平地行走單個(gè)步態(tài)周期髖膝踝關(guān)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(xiàng)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(fù)重行走測試。測試內(nèi)容如下：坡度5°情況下，跑步機(jī)4.0 km/h分別開展負(fù)重0 kg(即受試者無負(fù)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(biāo)志點(diǎn)的空間運(yùn)動(dòng)軌跡及行走過程中的足底壓力。

參照HelenHayes人體標(biāo)準(zhǔn)模型進(jìn)行肢體標(biāo)記點(diǎn)標(biāo)記，具體標(biāo)記點(diǎn)的標(biāo)記位置如表1所示。采用美國魔神公司的三維運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)采集行走過程中的標(biāo)志點(diǎn)空間運(yùn)動(dòng)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(biāo)準(zhǔn)模型標(biāo)志點(diǎn)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(biāo)志點(diǎn)坐標(biāo)軌跡的逆運(yùn)動(dòng)學(xué)計(jì)算下肢髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度，并采用歐拉方程對大腿、小腿、足進(jìn)行多剛體逆動(dòng)力學(xué)求解，根據(jù)足底壓力及作用點(diǎn)求解踝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力矩，依此類推，反求各關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力矩。根據(jù)關(guān)節(jié)力矩與關(guān)節(jié)角速度計(jì)算關(guān)節(jié)功率如下：

(1)

不負(fù)重條件下的各關(guān)節(jié)關(guān)節(jié)力矩與關(guān)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(gè)步態(tài)周期為例進(jìn)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(fù)重條件下髖關(guān)節(jié)與膝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)正向功率均有增加，踝關(guān)節(jié)仍是3個(gè)關(guān)節(jié)中正向功率最大的關(guān)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(shí)不同負(fù)重質(zhì)量下的單個(gè)步態(tài)周期內(nèi)各關(guān)節(jié)功率曲線。由圖4可以看出，隨著負(fù)重質(zhì)量的增加，坡地行走過程中各關(guān)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(shí)不負(fù)重條件下單個(gè)步態(tài)周期內(nèi)各關(guān)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(shí)不同負(fù)重質(zhì)量下單個(gè)步態(tài)周期內(nèi)各關(guān)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(guān)節(jié)功率運(yùn)動(dòng)曲線，歸納在坡地行走過程中人體的運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)特征如下：在坡地行走過程中，無論是否負(fù)重，踝關(guān)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(zhǔn)備過程中，踝關(guān)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(jī)器人擁有更長的助力時(shí)長。

通過坡地行走過程中人體的運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)特征分析，本文確定將踝關(guān)節(jié)作為坡地行走過程中的主要助力關(guān)節(jié)。

2 柔性踝關(guān)節(jié)外骨骼助力技術(shù)

2.1 踝關(guān)節(jié)助力大小參數(shù)研究

自治式踝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人可為踝關(guān)節(jié)提供正向的跖屈運(yùn)動(dòng)力矩?；诘?節(jié)的行走測試，在坡地行走過程中，踝關(guān)節(jié)在不負(fù)重條件下的最大關(guān)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(zhì)量的參考值，踝關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)力矩最大值為135 N·m. 人體踝關(guān)節(jié)之所以能夠在短時(shí)間提供如此大的跖屈力矩，是因?yàn)轷钻P(guān)節(jié)處小腿跟腱的作用，跟腱剛度系數(shù)高達(dá)80 N/mm[25]. 考慮采用鮑登線方式進(jìn)行柔性驅(qū)動(dòng)，將壓力作用點(diǎn)由關(guān)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(yuǎn)遠(yuǎn)小于跟腱處拉力。因此，在設(shè)計(jì)自治式踝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人時(shí)，對于踝關(guān)節(jié)的最大助力即彈簧的最大拉力，需要通過實(shí)驗(yàn)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(jìn)行坡地行走測試。人體站立時(shí)，彈簧及拉力傳感器等設(shè)備處于拉直狀態(tài)，并且彈簧此時(shí)無預(yù)緊力。測試過程如圖5所示。選擇士兵日常行走背負(fù)的25 kg負(fù)重作為測試負(fù)重，監(jiān)測受試者在背負(fù)25 kg質(zhì)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(dòng)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(guān)節(jié)外骨骼被動(dòng)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(dòng)彈簧拉力

被動(dòng)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(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人參考該數(shù)值進(jìn)行踝關(guān)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(guān)節(jié)助力拉力，引入放大系數(shù)ε(ε=2～3)。踝關(guān)節(jié)助力的最大值依據(jù)(2)式進(jìn)行計(jì)算：

Fmax=ε×maxFp，

(2)

式中：Fp表示踝關(guān)節(jié)目標(biāo)助力拉力。

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

2.2 踝關(guān)節(jié)四段式助力階段研究

自治式踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人實(shí)施輔助拉力確定后，需要進(jìn)一步分析輔助力矩的施加時(shí)刻。

人體行走過程中，踝關(guān)節(jié)的跖屈運(yùn)動(dòng)主要由腓腸肌收縮實(shí)現(xiàn)。彈簧串連于小腿跟腱處，重點(diǎn)模擬人體跟腱在腓腸肌收縮過程中的儲(chǔ)能，在腳尖離地過程中釋放能量的特性。分析人體下肢運(yùn)動(dòng)可以發(fā)現(xiàn)，腓腸肌在對側(cè)腳尖離地支撐期中期開始進(jìn)行收縮，至擺動(dòng)期前期支撐期后期腳尖離地前降到最低；脛骨前肌在擺動(dòng)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(shè)計(jì)踝關(guān)節(jié)助力時(shí)間上要充分考慮對腓腸肌的輔助作用，同時(shí)也不要對脛骨前肌的收縮造成干擾。

圖6 單個(gè)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(yùn)動(dòng)過程中，助力時(shí)間可以依據(jù)足底壓力情況進(jìn)行判斷。足底壓力分別通過鞋底足跟、足尖處設(shè)置的壓力傳感器采集，以監(jiān)測人體所處的運(yùn)動(dòng)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(gè)標(biāo)志點(diǎn)：A點(diǎn)，足跟開始出現(xiàn)壓力，表示足跟開始著地；B點(diǎn)，足跟壓力達(dá)到最大，之后足跟壓力減小、足尖壓力增大，表示運(yùn)動(dòng)由支撐期前期開始過渡到支撐期中期；C點(diǎn)，足尖壓力達(dá)到最大，表示運(yùn)動(dòng)到支撐后期；D點(diǎn)，足底壓力降到0 N，表示腳尖離地，擺動(dòng)期開始。依據(jù)足底壓力變化，可以將單個(gè)步態(tài)周期的運(yùn)動(dòng)過程分為4個(gè)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(gè)步態(tài)的A段表示擺動(dòng)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(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人采用電機(jī)收放鮑登線，執(zhí)行端遠(yuǎn)置的方式。末端輸出彈簧拉力，驅(qū)動(dòng)端輸入電機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)角度，因此在進(jìn)行驅(qū)動(dòng)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(shè)置目標(biāo)的驅(qū)動(dòng)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(jī)構(gòu)從電機(jī)輸出端到彈簧拉力末端的力學(xué)關(guān)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(jī)減速比；r表示電機(jī)軸的半徑；θ表示電機(jī)旋轉(zhuǎn)的角度；K表示彈簧剛度?；隍?qū)動(dòng)電機(jī)的內(nèi)置電位計(jì)與踝關(guān)節(jié)執(zhí)行機(jī)構(gòu)的力傳感器進(jìn)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(guān)節(jié)目標(biāo)助力拉力，F(xiàn)r表示真實(shí)助力拉力，θd表示目標(biāo)電機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)角度，θr表示真實(shí)電機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)角度。

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

2.4 柔性踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人

已有研究表明，將驅(qū)動(dòng)等負(fù)重布置于軀干或骨盆處引起的人體行走能量代謝是將負(fù)重置于腳部的1/4[9].因此，在自治式踝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人設(shè)計(jì)過程中，將驅(qū)動(dòng)電機(jī)置于腰間，利用柔性鮑登線作為柔性執(zhí)行機(jī)構(gòu)，將彈簧串連于小腿跟腱處，固定連接于內(nèi)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(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人整體布局如圖9所示。

圖9 自治式踝關(guān)節(jié)外骨骼機(jī)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(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人通過腰部驅(qū)動(dòng)及固定連接于足跟的鮑登線對踝關(guān)節(jié)的跖屈運(yùn)動(dòng)提供助力力矩。在足跟觸地到腳尖觸地過程中，電機(jī)驅(qū)動(dòng)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(zhǔn)備。在足跟離地到腳尖離地過程中，驅(qū)動(dòng)電機(jī)快速收緊鮑登線，此時(shí)位于小腿處的彈簧被快速拉伸，在腳尖離地時(shí)達(dá)到最大拉力，為踝關(guān)節(jié)的跖屈運(yùn)動(dòng)提供最大助力。隨著腳尖離地，肢體在擺動(dòng)期運(yùn)動(dòng)，驅(qū)動(dòng)電機(jī)釋放鮑登線，快速減小彈簧拉力至最小(0 N)，不對踝關(guān)節(jié)擺動(dòng)期的背屈運(yùn)動(dòng)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(qū)動(dòng)參數(shù)，計(jì)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(jī)、減速器及鮑登線執(zhí)行端的傳遞效率；Pm表示電機(jī)驅(qū)動(dòng)功率；Pa表示踝關(guān)節(jié)單個(gè)步態(tài)周期正功功率。

(6)式中，因驅(qū)動(dòng)采用3級齒輪減速器設(shè)計(jì)，查機(jī)械設(shè)計(jì)手冊可知，單級齒輪傳遞效率為0.98～0.99，計(jì)算取0.98.減速器端設(shè)計(jì)卷輪來收放鮑登線，查機(jī)械設(shè)計(jì)手冊可知，采用卷繩輪的傳遞效率為0.94.電機(jī)選型過程中，以電機(jī)功率與轉(zhuǎn)動(dòng)速度作為選擇目標(biāo)；Pa按照坡地行走過程中的最大踝關(guān)節(jié)功率取值2.5 W/kg.

根據(jù)(6)式、(7)式計(jì)算得到Pm，

Pm=198 W.

(8)

行走過程以5 km/h作為目標(biāo)行走速度，最大踝關(guān)節(jié)功率處的角速度為1.47 rad/s，電機(jī)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(jì)算電機(jī)的額定轉(zhuǎn)速，從而確定電機(jī)的選擇。因電機(jī)的選擇計(jì)算采用常規(guī)設(shè)計(jì)方法，并且不是本文重點(diǎn)介紹內(nèi)容，對于電機(jī)的選型不做詳細(xì)說明。

3 助力效果測試

為了檢驗(yàn)助力方法的可行性與有效性，募集2名健康受試者進(jìn)行助力效果測試實(shí)驗(yàn)。

3.1 助力效果測試實(shí)驗(yàn)

實(shí)驗(yàn)主要從兩個(gè)方面進(jìn)行助力效果的評估，一方面從彈簧施加的彈簧拉力進(jìn)行評估，另一方面從受試者整體能耗層面進(jìn)行評估。

彈簧拉力通過串連于彈簧末端的單向力傳感器進(jìn)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(shí)邁公司生產(chǎn)的便攜式攝氧量測試設(shè)備cosmed K5進(jìn)行測量。受試者佩戴好攝氧量測試設(shè)備，以背負(fù)25 kg負(fù)重、跑步機(jī)坡度設(shè)定為5°、行走速度設(shè)定為5 km/h為測試條件，進(jìn)行3組坡地行走測試：1)穿戴外骨骼，外骨骼驅(qū)動(dòng)處于使能狀態(tài)下進(jìn)行測試；2)穿戴外骨骼，外骨骼驅(qū)動(dòng)處于不使能狀態(tài)下進(jìn)行測試；3)不穿戴外骨骼進(jìn)行行走測試。

每組測試過程中，受試者首先進(jìn)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(yùn)動(dòng)完成后繼續(xù)進(jìn)行8 min靜息攝氧量的測試。3組測試順序隨機(jī)，每組測試持續(xù)23 min，組間休息15 min，整個(gè)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(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的耗氧量變化；VO2e表示運(yùn)動(dòng)過程中最后5 min的平均攝氧量；VO2a表示運(yùn)動(dòng)后靜息最后5 min的平均攝氧量；VO2b表示運(yùn)動(dòng)前靜息5 min的平均攝氧量。

3.2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

3.2.1 彈簧拉力變化特征

受試者穿戴外骨骼機(jī)器人進(jìn)行坡地助力行走，分析外骨骼機(jī)器人驅(qū)動(dòng)使能狀態(tài)下的彈簧拉力變化與對應(yīng)的行走步態(tài)周期關(guān)系，檢驗(yàn)控制策略與方法的可行性與有效性。

以單側(cè)腿左腿的運(yùn)動(dòng)為研究對象，圖11展示了單個(gè)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(dá)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(jī)以高速占空比運(yùn)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(jī)占空比，使得彈簧拉力恢復(fù)至180 N，并在足尖壓力達(dá)到最大時(shí)，彈簧拉力達(dá)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(jī)以較小的占空比進(jìn)行反向轉(zhuǎn)動(dòng)，放松鮑登線，彈簧逐漸恢復(fù)原長；D點(diǎn)至下一步態(tài)周期的A點(diǎn)，表示步態(tài)周期的擺動(dòng)階段，電機(jī)以較小占空比進(jìn)行反向轉(zhuǎn)動(dòng)，至電位計(jì)達(dá)到初始站立狀態(tài)時(shí)的角度30°時(shí)，電機(jī)占空比調(diào)至0，保證彈簧處于原長位置不會(huì)對擺動(dòng)期的運(yùn)動(dòng)造成干擾。

假設(shè)彈簧相對于踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)中心的距離不變，約為8 cm，則彈簧拉力與彈簧提供的踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)矩存在線性關(guān)系，計(jì)算公式如(10)式所示：

τ=F×l，

(10)

式中：τ為彈簧所提供的踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)矩；l為彈簧拉力相對于踝關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)中心的垂直距離。

在單個(gè)步態(tài)周期中，彈簧提供的最大踝關(guān)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(guān)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(guān)節(jié)力矩3.2 N·m/kg相比，機(jī)械外骨骼機(jī)器人提供的踝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)扭矩約為生物力學(xué)踝關(guān)節(jié)扭矩的7%.

3.2.2 運(yùn)動(dòng)攝氧量特征

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

(11)

式中：ΔVO2_e表示穿戴外骨骼機(jī)器人時(shí)的運(yùn)動(dòng)總攝氧量；ΔVO2_n表示不穿戴外骨骼機(jī)器人時(shí)的運(yùn)動(dòng)總攝氧量。

2名受試者在3種不同狀態(tài)下的運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)狀態(tài)下運(yùn)動(dòng)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(qū)動(dòng)不使能狀態(tài)下，與不穿戴外骨骼機(jī)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(qū)動(dòng)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(jié)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(guān)節(jié)外骨骼機(jī)器人的儲(chǔ)能彈簧在行走過程中釋放能力，有助于減小踝關(guān)節(jié)在跖屈運(yùn)動(dòng)過程中的生物力學(xué)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(yùn)動(dòng)凈攝氧量來分析，自治式驅(qū)動(dòng)外骨骼機(jī)器人在驅(qū)動(dòng)不使能狀態(tài)下，增大了受試者相同條件下的運(yùn)動(dòng)攝氧量，但在驅(qū)動(dòng)使能狀態(tài)下，降低了受試者的運(yùn)動(dòng)攝氧量。對比受試者穿戴外骨骼機(jī)器人并且驅(qū)動(dòng)使能狀態(tài)的攝氧量與不穿戴外骨骼機(jī)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(jī)器人驅(qū)動(dòng)不使能狀態(tài)下的運(yùn)動(dòng)攝氧量較不穿戴外骨骼機(jī)器人受試者攝氧量增加了約2.9%. 表明外骨骼機(jī)器人驅(qū)動(dòng)設(shè)備的增加使得人體負(fù)重行走的負(fù)載增大，人體行走攝氧量消耗增加，而外骨骼機(jī)器人增加的儲(chǔ)能元件能夠有效降低由外骨骼本身增加的負(fù)擔(dān)，并協(xié)調(diào)人體運(yùn)動(dòng)，進(jìn)而降低人體自身的關(guān)節(jié)發(fā)力，實(shí)現(xiàn)外骨骼機(jī)器人驅(qū)動(dòng)使能狀態(tài)下的攝氧量減低。

4 結(jié)論

本文研究了坡地行走過程中的人體運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)特征，提出了基于力位混合控制的踝關(guān)節(jié)四段式助力控制技術(shù)，設(shè)計(jì)了踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人。

結(jié)果表明：踝關(guān)節(jié)助力外骨骼機(jī)器人實(shí)現(xiàn)了7%關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)力矩輔助，穿戴外骨骼降低了同等運(yùn)動(dòng)環(huán)境下的人體運(yùn)動(dòng)攝氧量。該四段式外骨骼機(jī)器人助力系統(tǒng)在坡地行走過程中具有良好的助力效果。