一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼

摘要

本发明公开了一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼，包括便携式控制与动力系统和可穿戴柔性助力系统等。可穿戴柔性下肢外骨骼主要以负压旋转气动人工肌肉为核心驱动元件，其在负压作用下产生旋转运动，提供旋转弯曲的转矩，负压消失后产生伸展的回复力，提供伸展的转矩。便携式控制与动力系统对惯性测量单元组件采集和反馈的用户步态数据实时处理，并实时控制负压动力源与可穿戴柔性助力系统中负压旋转气动人工肌肉之间气路切换和气压控制，对可穿戴柔性助力系统上相应的负压旋转气动人工肌肉驱动器进行实时压力控制，在行走过程中实时为左、右腿提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，达到为行走助力以及下肢康复训练的目的。

说明书

技术领域

本发明属于柔性外骨骼机器人、下肢外骨骼以及柔性执行器技术领域，特别涉及一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼。

背景技术

第二次中国全国抽样调查中我国肢体残疾2472万，其中下肢残障超过1700万，而且以关节、肌肉疾病和损伤等下肢部分失能为主。下肢行走辅助系统不仅能提高肢体残障人群自理能力，下肢关节损伤群体生活质量，同时拥有巨大的市场空间。近年来国际上开展了下肢行走辅助系统研究，其中以可穿戴外骨骼机器人为主。下肢行走辅助外骨骼机器人脱胎于军用负载机器人外骨骼，比较著名的医用外骨骼项目包括日本筑波大学的HAL、UCBerkeley的Ekso Bionics、以色列公司的ReWalk、新西兰公司的Rex Bionics等。我国一些大学和科研院所也开展此类研究，如中国科技大学余永等研制的可穿戴型助力外骨骼，电子科技大学研制的下肢助力外骨骼机器人等，但是国内的相关研究水平与国外相比仍然存在较大差距。

下肢外骨骼系统一般由感知系统、便携式控制与动力系统、驱动系统和助力机构四个部分构成。其工作原理主要为：下肢外骨骼系统通过传感器(如位姿传感器、肌电传感器、语音和视觉传感器等)来采集使用者下肢的活动信息，这些信息传递给信息处理器，处理后启动相应的下肢关节执行部件来输出能量。人体骨骼由肌肉驱动，而下肢外骨骼同样需要有针对性的驱动元件。传统的液压驱动、电机驱动都存在如噪声、功率密度低等缺点。目前的外骨骼系统一般建立在直流伺服电机驱动配合谐波减速器传动的基础上，但由于传统电机功率密度随着体积的减小而迅速降低，又由于传动误差和摩擦力的存在，使得在提高驱动系统的功率密度和整体响应性能方面受到限制。

近年来以气动人工肌肉(Pneumatic Muscle Actuator，PMA)作为驱动元件的外骨骼逐渐涌现。相比伺服电机，气动人工肌肉具有更高的功率密度比、功率体积比，适中的驱动速度和与生俱来的柔顺性，故其是十分合适的柔顺外骨骼的驱动元件。气动人工肌肉按其结构形式主要分为编织式气动肌肉、网孔式气动肌肉等，都是充气缩短型人工肌肉。传统的充气缩短型人工肌肉具有以下缺点：这类气动人工肌肉主要由内部弹性橡胶管和外部编织网组成，他们之间的干摩擦和编织网的非弹性变形将会产生迟滞现象，使人工肌肉的精确控制非常困难；传统人工肌肉通常都具有“阈值压力”，当人工肌肉内部气压小于“阈值压力”时，人工肌肉无法执行；传统人工肌肉所需工作压力很高，这将有可能使橡胶管沿编制网眼突出或者在某一点处破坏，甚至有发生爆破的危险。除此之外目前大部分气动人工肌肉都是在充气后实现直线运动，即充气后伸长或者缩短。对于外骨骼机器人来说，如果想要实现关节辅助转动，就需要借用其他机械装置将其直线运动转化为旋转运动，使外骨骼的体积和质量显著增大。

发明内容

本发明的目的是针对上述现有技术的缺陷，提供了一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼，包括便携式控制与动力系统和可穿戴柔性助力系统等。可穿戴柔性下肢外骨骼主要以负压旋转气动人工肌肉为核心驱动元件，其在负压作用下产生旋转运动，提供旋转弯曲的转矩，负压消失后产生伸展的回复力，提供伸展的转矩。便携式控制与动力系统对惯性测量单元组件采集和反馈的用户步态数据实时处理，并实时控制负压动力源与可穿戴柔性助力系统中负压旋转气动人工肌肉之间气路切换和气压控制，对可穿戴柔性助力系统上相应的负压旋转气动人工肌肉驱动器进行实时压力控制，在行走过程中实时为左、右腿提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，达到为行走助力以及下肢康复训练的目的。

为了实现上述目的，本发明采取的技术方案是：

一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼，包括：

便携式控制与动力系统，包括控制部、驱动部和气动动力输出部；

可穿戴柔性助力系统，穿戴在用户下肢的大腿、小腿以及膝关节相应部位，提供所述可穿戴柔性下肢外骨骼所需的驱动力。

其中，所述可穿戴柔性助力系统包括左腿柔性助力组件和右腿柔性助力组件，两者均主要由负压旋转气动人工肌肉驱动器和惯性测量单元组件构成；

所述便携式控制与动力系统的控制部能够对所述惯性测量单元组件所检测的步态数据进行实时处理，并通过驱动部实时控制气动动力输出部的输出流量以及气路切换，对所述可穿戴柔性助力系统中的负压旋转气动人工肌肉驱动器进行负压控制，从而提供辅助小腿相对于大腿摆动的助力。

所述惯性测量单元组件能够对左右腿的小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等参数进行实时获取，并反馈给所述便携式控制与动力系统。

所述控制部是所述可穿戴柔性下肢外骨骼的控制中枢，能够对所述惯性测量单元组件所检测的数据进行处理，并实时控制驱动部的脉冲频率，从而对所述气动动力输出部的负压输出进行实时控制，为所述可穿戴柔性助力系统提供负压驱动力；

所述驱动部通过控制脉冲频率来控制气动动力输出部负压输出的流量和流速，从而达到调速和定位的目的；

所述气动动力输出部是基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼的负压动力源，为所述可穿戴柔性助力系统提供可变负压。

所述左腿柔性助力组件包括：弹性护套L、负压旋转气动人工肌肉驱动器、惯性测量单元模块L、气管L、数据线L、微型插拔连接器插头，以及弹性尼龙布；

所述右腿柔性助力组件包括：弹性保护套R、负压旋转气动人工肌肉驱动器、惯性测量单元模块R、气管R、数据线R、微型插拔连接器插头，以及弹性尼龙布；

所述惯性测量单元模块L以及惯性测量单元模块R构成所述可穿戴柔性助力系统的惯性测量单元组件，能够实时检测用户小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等参数，并反馈给所述便携式控制与动力系统。

所述控制部包括控制模块、开关、电池组、数据线A、数据线B、微型插拔连接器插孔，其能够接收所述可穿戴柔性助力系统采集和反馈的步态信息，并确定相应的控制方法；

所述驱动部包括驱动模块；

所述气动动力输出部包括微型负压抽气泵、三通转接头、微型电磁阀A、微型电磁阀B、气管A、气管B、两通气管转接头、过渡安装板、控制器本体、上盖以及腰部弹性固定带；

所述便携式控制与动力系统的控制模块能够对所述惯性测量单元组件所检测的数据进行实时处理，通过驱动模块实时控制微型负压抽气泵的输出流量，并控制所述微型电磁阀A、微型电磁阀B进行气路切换，对所述左腿柔性助力组件以及右腿柔性助力组件中的负压旋转气动人工肌肉驱动器进行气压控制，从而提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，提供辅助行走的助力。

所述微型负压抽气泵为微型直流活塞式气泵，是所述可穿戴柔性下肢外骨骼的动力源，为所述可穿戴柔性助力系统提供负压。

所述微型电磁阀A、微型电磁阀B为三通电磁阀，可实现微型负压抽气泵负压作用力到左腿柔性助力组件和右腿柔性助力组件中负压旋转气动人工肌肉驱动器之间不同气流输送通道的切换，以及负压旋转气动人工肌肉驱动器的正压和负压转换。

所述锂电池组为便携式控制与动力系统以及所述惯性测量单元组件供电。

所述气管A、气管B、气管L和气管R采用PVC软管或者硅胶管。

所述负压旋转气动人工肌肉驱动器包括负压旋转气动人工肌肉，以及非金属支撑杆，其通过胶结或者热合的方式固定在所述弹性护套L的左侧和所述弹性保护套R的右侧，外部由弹性布包裹，弹性布包裹通过热合或者缝合在所述弹性护套L和弹性保护套R上，其能够在所述气动动力输出部的负压作用力下产生旋转弯曲转矩，负压消失过程中产生伸展的转矩。所述负压旋转气动人工肌肉驱动器弯曲或伸展的转矩通过弹性护套L、弹性保护套R以及弹性布传递给大腿和小腿，形成辅助小腿相对于大腿摆动的转矩。

所述非金属支撑杆，安装在负压旋转气动人工肌肉的卡槽内主要起到支撑和传递所述负压旋转气动人工肌肉转矩的功用。

所述负压旋转气动人工肌肉，是所述可穿戴柔性下肢外骨骼核心驱动元件，其在负压作用下产生旋转运动，提供旋转弯曲的转矩；负压消失后产生伸展的回复力，提供伸展的转矩。上述伸展和弯曲的转矩通过所述非金属支撑杆传递旋转扭矩，从而使所述负压旋转气动人工肌肉驱动器为用户提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩。

所述负压旋转气动人工肌肉包括对称的上半部分和下半部分，二者采用热合或者粘合的方式成为一体，负压旋转气动人工肌肉有与外界的通气孔，用于连接气管，实现对整个负压旋转气动人工肌肉的负压输入或者正压输入；所述负压旋转气动人工肌肉上半部分和下半部分内部分别包括五种尺寸的扇环腔体，这五种尺寸的扇环腔体形成一个负压腔体单元，所述五种尺寸的扇环腔体圆心角相同，母线(即外半径与内半径之差)相等。其中两种尺寸的扇环腔体是由第一扇形沿径向等母线长度、等间距形成的两个扇环；另外三种尺寸的扇环腔体是由第二扇形沿径向等母线长度、等间距形成的三个扇环。所述第一扇形和第二扇形圆心角相同，半径不同。所述负压旋转气动人工肌肉以第一扇形角平分线为对称中心，两侧依次按第二扇形、第一扇形顺序交替排列，总共有七组第一扇形和八组第二扇形。

所述负压旋转气动人工肌肉每个腔体留有与周向相邻腔体联通的凹槽，形成压旋转气动人工肌肉的气流通道。所述负压旋转气动人工肌肉每个腔体的周向腔壁厚度不小于径向腔壁厚度的4倍。当所述负压旋转气动人工肌肉在负压作用下，内部腔体负压增大，由于周向腔壁厚度与径向腔壁厚度的差异，所述负压旋转气动人工肌肉周向腔壁不变形，而径向腔壁变形，周向腔壁楔入到腔体中，形成旋转运动，产生弯曲的转矩；当负压消失后，腔体内部由负压变成和外界大气压相同，径向腔壁变形恢复使所述负压旋转气动人工肌肉产生反向的恢复作用力，形成辅助伸展的转矩。

所述负压旋转气动人工肌肉最大旋转角度可通过选择不同弹性的硅胶材料或者橡胶材料制成人工肌肉能够实现不同的最大旋转角度；或者，以第一扇形角平分线为对称中心，两侧依次按第二扇形、第一扇形顺序交替排列，通过对第一扇形和第二扇形不同个数的组合排列实现不同的最大旋转角度。

所述非金属支撑杆采用合成树脂材料或者碳纤维非金属材料；

所述负压旋转气动人工肌肉为硅胶材料或者橡胶材料。

本发明优异的效果是：

相比现有技术，传统的液压驱动、电机驱动都存在如噪声、功率密度低、结构复杂、缺乏本质柔顺性，难以实现柔顺控制等缺点，本发明采用负压旋转气动人工肌肉作为柔性驱动元件，具有较高的功率密度比、功率体积比等特点，易于实现外骨骼的柔顺控制。

相比现有技术，本发明一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼，采用气动驱动方式，克服了一般腿部助力装备或者外骨骼机器人等刚性机构惯性大，容易造成人下肢关节机械惯性损伤，安全性差、舒适性差等缺点，显著提高了装备的安全性和舒适性。

相比现有技术，本发明采用基于负压旋转气动人工肌肉作为柔性驱动元件，不需要其他的辅助机构或者其他过渡结构形式，直接实现旋转运动，通过负压控制直接实现为用户提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，突破了现有负压气动人工肌肉只能实现直线运动，需要借用其他机械转化装置或者转换结构形式才能实现旋转运动的缺陷，提高了驱动效率。

因此，本发明以负压旋转气动人工肌肉为核心驱动元件，其在负压作用下产生旋转运动，提供旋转弯曲的转矩，负压消失后产生伸展的回复力，提供伸展的转矩。便携式控制与动力系统对惯性测量单元组件采集和反馈的用户步态数据实时处理，并实时控制负压动力源与可穿戴柔性助力系统中负压旋转气动人工肌肉之间气路切换和气压控制，对可穿戴柔性助力系统上相应的负压旋转气动人工肌肉驱动器进行实时压力控制，在行走过程中实时为左、右腿提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，达到为行走助力以及下肢康复训练的目的。

附图说明

图1是本发明的基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼的外形图；

图2是图1中便携式控制与动力系统的组成图；

图3是图1中可穿戴柔性助力系统的组成图；

图4是负压旋转气动人工肌肉驱动器外形及主要组成图；

图5是负压旋转气动人工肌肉组成及内部结构图；

图6是负压旋转气动人工肌肉腔体部分结构图；

图7是负压旋转气动人工肌肉内部形成真空时产生旋转运动示意图。

其中各附图标记含义如下：

1.便携式控制与动力系统；2.可穿戴柔性助力系统。

101.控制器本体；102.上盖；103.微型负压抽气泵；104过渡安装板；105.三通转接头；106.微型电磁阀A；107.微型电磁阀B；108.控制模块；109.驱动模块；110.开关；111.锂电池组；112.腰部弹性固定带；113.气管A；114.气管B；115.两通气管转接头；116.数据线A；117.数据线B；118.微型插拔连接器插孔(母头)。

201.弹性保护套R；202.弹性护套L；203.负压旋转气动人工肌肉驱动器；204.弹性尼龙布；205.惯性测量单元模块R；206.惯性测量单元模块L；207.气管R；208.气管L；209.数据线R；210.数据线L；211.微型插拔连接器插头(公头)。301.负压旋转气动人工肌肉；302.非金属支撑杆。

401.负压旋转气动人工肌肉上半部分；402负压旋转气动人工肌肉下半部分。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施案例对本发明作进一步说明，但不作为对本发明的限定。

如图1所示，一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼，主要由便携式控制与动力系统1以及可穿戴柔性助力系统2组成。所述便携式控制与动力系统1是可穿戴柔性助力系统2的数据处理、控制和动力输出部件；所述可穿戴柔性助力系统2是柔性助力助行部件，包括左腿柔性助力组件和右腿柔性助力组件，分别穿戴在用户左、右腿的大腿、小腿以及膝关节相应部位，为用户提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩。

如图2所示，便携式控制与动力系统主要包括控制器本体101、上盖102、微型负压抽气泵103、过渡安装板104、三通转接头105、微型电磁阀A 106、微型电磁阀B 107、控制模块108、驱动模块109、开关110、锂电池组111、腰部弹性固定带112、气管A 113、气管B 114、两通气管转接头115、数据线A 116、数据线B 117以及微型插拔连接器插孔(母头)118等。

如图3所示，可穿戴柔性助力系统2主要由弹性保护套R 201、弹性护套L 202、负压旋转气动人工肌肉驱动器203、弹性尼龙布204、惯性测量单元模块R 205、惯性测量单元模块L 206、气管R 207、气管L 208、数据线R 209、数据线L 210以及微型插拔连接器插头(公头)211等。所述弹性保护套R 201、负压旋转气动人工肌肉驱动器203、弹性尼龙布204、惯性测量单元模块R 205、气管R 207、数据线R 209以及微型插拔连接器插头(公头)211等组成所述可穿戴柔性助力系统2的右腿柔性助力组件，穿戴于右腿大腿、小腿以及膝关节相应部位，为用户提供辅助右腿的小腿相对于大腿摆动的助力；所述弹性护套L 202、负压旋转气动人工肌肉驱动器203、弹性尼龙布204、惯性测量单元模块L 206、气管L 208、数据线L 210以及微型插拔连接器插头(公头)211等组成所述可穿戴柔性助力系统2的左腿柔性助力组件，穿戴于左腿大腿、小腿以及膝关节相应部位，为用户提供辅助左腿小腿相对于大腿摆动的助力。

所述右腿柔性助力组件中的惯性测量单元模块R 205，由两个惯性测量单元构成，分别通过魔术贴固定所述弹性保护套R 201的上、下两端的右侧；所述左腿柔性助力组件中的惯性测量单元模块L 206，同样由两个惯性测量单元构成，分别通过魔术贴固定所述弹性保护套L 202的上、下两端的左侧。所述惯性测量单元模块R 205和惯性测量单元模块L 206构成所述可穿戴柔性助力系统2的惯性测量单元组件，能够实时检测用户小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等参数，并通过有线传输反馈给所述便携式控制与动力系统1，为控制模块108提供核心的信号来源。

所述控制模块108是所述可穿戴柔性下肢外骨骼的控制中枢，能够对所述惯性测量单元组件所检测的数据进行处理，并实时控制驱动模块109的脉冲频率，从而对所述微型负压抽气泵103的负压输出进行实时控制，为所述可穿戴柔性助力系统2提供负压驱动力。所述驱动模块109是将电脉冲转化为角位移的执行单元，通过控制脉冲频率来控制微型负压抽气泵103的负压流量和流速，从而达到调速和定位的目的。所述微型负压抽气泵103为微型直流活塞式气泵，是所述可穿戴柔性下肢外骨骼的动力源，为所述可穿戴柔性助力系统2提供可变负压。

所述微型电磁阀A、微型电磁阀B为三通电磁阀，可实现微型负压抽气泵103负压作用力到左腿柔性助力组件和右腿柔性助力组件中负压旋转气动人工肌肉驱动器203之间不同气流输送通道的切换，以及负压旋转气动人工肌肉驱动器203的正压和负压转换。

所述控制器本体101是所述上盖102、微型负压抽气泵103、过渡安装板104、三通转接头105、微型电磁阀A 106、微型电磁阀B 107、控制模块108、驱动模块109、开关110、锂电池组111以及腰部弹性固定带112等零部件的主要安装载体。

所述锂电池组111为便携式控制与动力系统1以及所述惯性测量单元组件供电。

如图1-3所示，所述便携式控制与动力系统1的气管A 113通过所述两通气管转接头115与所述右腿柔性助力组件的气管R 207联通，形成所述微型负压抽气泵103到所述右腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203之间的气流通道。当所述控制模块108控制微型电磁阀A 106开启、微型电磁阀B 107时，微型负压抽气泵103的负压作用力通过三通转接头105，依次经过微型电磁阀A 106、气管A 113、两通气管转接头115以及气管R 207，最后进入到所述右腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203，为所述右腿柔性助力组件提供负压作用力，为用户提供辅助右腿小腿相对于大腿由伸展到弯曲的转矩。而后，所述控制模块108可以控制所述微型电磁阀A 106和微型电磁阀B 107关闭，大气压可以通过微型电磁阀A 106，经由气管A 113、两通气管转接头115以及气管R 207，进入到所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203，所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203由负压恢复到大气压，此过程中能为为用户提供辅助右腿小腿相对于大腿由弯曲到伸展的回复力。

类似的，气管B 114通过所述两通气管转接头115与左腿柔性助力组件的气管L208联通，形成所述微型负压抽气泵103到所述左腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203之间的气流通道。当所述控制模块108控制微型电磁阀A 106关闭、微型电磁阀B107开启时，微型负压抽气泵103的负压作用力通过三通转接头105，依次经过微型电磁阀B107、气管B 114、两通气管转接头115以及气管L 208，最后进入到所述左腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203，为所述左腿柔性助力组件提供负压作用力，可以为用户提供辅助左腿小腿相对于大腿由伸展到弯曲的转矩。而后，所述控制模块108可以控制所述微型电磁阀B 107和微型电磁阀A 106关闭，大气压可以通过微型电磁阀B 107，经由气管B114、两通气管转接头115以及气管L 208，进入到所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203，所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203由负压恢复到大气压，此过程中能为为用户提供辅助左腿小腿相对于大腿由弯曲到伸展的回复力。

所述便携式控制与动力系统1的微型插拔连接器插孔(母头)118和所述可穿戴柔性助力系统2的微型插拔连接器插头(公头)211是数据线接插件，实现所述数据线A 116与所述右腿柔性助力组件数据线R 209之间，数据线B 117与左腿柔性助力组件数据线L 210之间的联通，实现所述便携式控制与动力系统1的控制模块108以及锂电池组111与所述可穿戴柔性助力系统2中的惯性测量单元组件联通。所述便携式控制与动力系统1中的控制模块108能够对所述惯性测量单元组件所检测到的用户小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等数据进行实时处理，实时控制微型负压抽气泵103的输出流量，并控制所述微型电磁阀A、微型电磁阀B进行气路切换，对所述左腿柔性助力组件以及右腿柔性助力组件中的负压旋转气动人工肌肉驱动器203进行气压控制，从而提供辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，提供辅助行走的助力。

图4是负压旋转气动人工肌肉驱动器外形图，负压旋转气动人工肌肉驱动器主要包括负压旋转气动人工肌肉301以及非金属支撑杆302组成，所述非金属支撑杆302安装在负压旋转气动人工肌肉301的卡槽内，其中所述负压旋转气动人工肌肉301在负压作用下形成旋转的扭矩；所述非金属支撑杆302采用高强度合成树脂材料或者碳纤维等非金属材料，主要起到支撑和传递所述负压旋转气动人工肌肉转矩的功用。

图5是负压旋转气动人工肌肉组成及内部结构图，图6是负压旋转气动人工肌肉腔体部分结构图。如图5-6所示，负压旋转气动人工肌肉包括对称的两部分：负压旋转气动人工肌肉上半部分401和负压旋转气动人工肌肉下半部分402，者采用热合或者粘合的方式成为一体，负压旋转气动人工肌肉有与外界的通气孔，用于连接气管，实现对整个负压旋转气动人工肌肉的负压输入或者正压输入。所述负压旋转气动人工肌肉上半部分401和下半部分402内部分别包括五种尺寸的扇环腔体，这五种尺寸的扇环腔体形成一个负压腔体单元，所述五种尺寸的扇环腔体圆心角(α)相同，母线(即外半径与内半径之差)相等。其中两种尺寸的扇环腔体是由第一扇形沿径向等母线长度、等间距形成的两个扇环；另外三种尺寸的扇环腔体是由第二扇形沿径向等母线长度、等间距形成的三个扇环。所述第一扇形和第二扇形圆心角相同，半径不同。所述负压旋转气动人工肌肉以第一扇形角平分线为对称中心，两侧依次按第二扇形、第一扇形顺序交替排列，总共有七组第一扇形和八组第二扇形。

所述负压旋转气动人工肌肉301每个腔体留有与周向相邻腔体联通的凹槽，形成压旋转气动人工肌肉301的气流通道。所述负压旋转气动人工肌肉301每个腔体的周向腔壁厚度不小于径向腔壁厚度的4倍。当所述负压旋转气动人工肌肉301在负压作用下，腔体内部压力不断变小，由于周向腔壁厚度与径向腔壁厚度的差异，所述负压旋转气动人工肌肉301周向腔壁不变形，而径向腔壁厚度变形，周向腔壁楔入到腔体中，于是所述负压旋转气动人工肌肉301形成旋转运动，产生弯曲的转矩(如图7所示)，当负压消失后，腔体内部由负压变成和外界大气压相同，径向腔壁变形恢复使所述负压旋转气动人工肌肉301产生反向的恢复作用力，形成辅助伸展的转矩。所述负压旋转气动人工肌肉301在负压作用下产生旋转运动或者伸展运动，通过所述非金属支撑杆302传递旋转扭矩。

所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203通过胶结或者热合的方式固定在所述弹性保护套R 201的右侧和所述弹性护套L 202的左侧，外部由弹性尼龙布204包裹，弹性尼龙布204通过热合或者缝合在所述弹性保护套R 201和弹性护套L 202。所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203弯曲和伸展的转矩通过弹性护套L202、弹性保护套R 201以及弹性尼龙布204传递给大腿和小腿，为用户提供辅助小腿相对于大腿摆动的助力。

结合图1-7，对所述可穿戴柔性下肢外骨骼在一个步态周期内的工作原理进行阐述。在使用过程中，所述便携式控制与动力系统1穿戴在用户的腰部，采用所述弹性固定带112系紧。所述可穿戴柔性助力系统2中的左腿柔性助力组件以及右腿柔性助力组件分别穿戴在用户左右腿的大腿、小腿以及膝关节对应位置，左腿柔性助力组件中的负压旋转气动人工肌肉驱动器203对应左腿膝关节外侧(左侧)位置，右腿柔性助力组件中的负压旋转气动人工肌肉驱动器203对应右腿膝关节外侧(右侧)位置。

以用户右腿开始迈步行走为例，当用户右腿开始逐步抬起，右腿小腿相对大腿由伸展逐渐弯曲跨步，这个过程右腿小腿需要相对大腿弯曲的力矩。所述控制模块108通过对所述右腿柔性助力组件的惯性测量单元模块R 205检测到的右腿小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等数据实时处理，通过所述驱动模块109控制所述微型真空负压泵103启动，微型电磁阀A 106打开，微型电磁阀B 107关闭，微型负压抽气泵103的负压作用力通过三通转接头105，依次经过微型电磁阀A 106、气管A 113、两通气管转接头115以及气管R207，最后进入到所述右腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203，负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的负压旋转气动人工肌肉301在负压作用下，腔体内部压力不断变小，由于周向腔壁厚度与径向腔壁厚度的差异，所述负压旋转气动人工肌肉301周向腔壁不变形，而径向腔壁厚度变形，周向腔壁楔入到腔体中，于是所述负压旋转气动人工肌肉301形成旋转运动，产生弯曲的转矩，并通过负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的非金属支撑杆302将旋转的扭矩传递给弹性保护套R 201以及弹性尼龙布204，形成为用户提供辅助右腿小腿相对于大腿由伸展到弯曲的助力，在右腿迈步过程中提供助力。

然后，右腿由腾空期过渡到支撑期，右脚逐渐着地，右腿小腿相对于大腿由弯曲逐步伸展，这个过程右腿小腿相对于大腿需要伸展的力矩。右腿柔性助力组件的惯性测量单元模块R 205检测到的右腿小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等数据通过有线传输给所述控制模块108，控制模块108对所述惯性测量单元模块R 205采集的右腿步态参数进行实时处理，并实时控制所述微型真空负压泵103停止工作，控制所述三通电磁阀A106以及三通电磁阀B 107关闭，大气压可以通过微型电磁阀A 106，经由气管A 113、两通气管转接头115以及气管R 207，进入到所述右腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203，所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的负压旋转气动人工肌肉301由负压恢复到大气压，产生由弯曲到伸展的回复力，并通过负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的非金属支撑杆302将旋转的扭矩传递给弹性保护套R 201以及弹性尼龙布204，形成为用户提供辅助右腿小腿相对于大腿伸展的转矩，辅助右腿由弯曲到伸展支撑。

而后，左脚逐渐抬起，左腿由支撑期过渡到腾空期，左腿小腿相对大腿由伸展逐渐弯曲跨步，这个过程左腿小腿需要相对大腿弯曲的转矩。惯性测量单元模块L 206将左腿运动参数传送所述控制模块108，所述控制模块108通过对所述左腿柔性助力组件的惯性测量单元模块L 206检测到的右腿小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等数据实时处理，通过所述驱动模块109控制所述微型真空负压泵103启动，微型电磁阀A 106关闭，微型电磁阀B 107打开，微型负压抽气泵103的负压作用力通过三通转接头105，依次经过微型电磁阀B107、气管B 114、两通气管转接头115以及气管L 208，最后进入到所述左腿柔性助力组件的负压旋转气动人工肌肉驱动器203，负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的负压旋转气动人工肌肉301在负压作用下，形成旋转运动，产生弯曲的转矩；并通过负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的非金属支撑杆302将旋转的扭矩传递给弹性护套L 202以及弹性尼龙布204，形成为用户提供辅助左腿小腿相对于大腿由伸展到弯曲的助力，在左腿迈步过程中提供助力。

最后，左腿由腾空期过渡到支撑期，左脚逐渐着地，左腿膝关节由弯曲逐步伸展，这个过程左腿小腿相对于大腿需要伸展的力矩。左腿柔性助力组件的惯性测量单元模块L206检测到的右腿小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等数据通过有线传输给所述控制模块108，控制模块108对所述惯性测量单元模块L 206采集的左腿步态参数进行实时处理，并实时控制所述微型真空负压泵103停止工作，控制所述三通电磁阀A 106以及三通电磁阀B 107关闭，大气压可以通过微型电磁阀B 107，经由气管B 114、两通气管转接头115以及气管L 208，进入到所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203，所述负压旋转气动人工肌肉驱动器203由负压恢复到大气压，产生由弯曲到伸展的回复力，并通过负压旋转气动人工肌肉驱动器203中的非金属支撑杆302将旋转的扭矩传递给弹性保护套L 202以及弹性尼龙布204，形成为用户提供辅助左腿小腿相对于大腿伸展的转矩，辅助左腿由弯曲到伸展支撑。

以上是所述一种基于负压旋转气动人工肌肉的可穿戴柔性下肢外骨骼实现一个步态周期的行走辅助功用。如此循环往复，所述可穿戴柔性下肢外骨骼在人行走过程中，根据惯性测量单元组件对小腿和大腿相对地面的摆动角度和角速度变化等参数进行采集，便携式控制与动力系统对下肢运动信息进行实时处理，实时控制微型真空抽气泵和微型电磁阀，实现微型负压抽气泵与可穿戴柔性助力系统中负压旋转气动人工肌肉之间不同气流输送通道的切换以及气压控制，对负压旋转气动人工肌肉驱动器进行实时压力控制，负压旋转气动人工肌肉驱动器在负压驱动力作用下自身产生旋转运动在行走过程中实时为左、右腿提供与步态一致的辅助小腿相对于大腿摆动的转矩，达到为行走助力以及膝关节运动损伤康复训练的目的。

以上所述的实施例，只是本发明较优选的具体实施方式的一种，本领域的技术人员在本发明技术方案范围内进行的通常变化和替换都应包含在本发明的保护范围内。