人體下肢能量收集與行走助力外骨骼分析與評(píng)價(jià)

周欣, 劉更, 湯運(yùn)啟, 韓冰, 劉曉麗

(1.西北工業(yè)大學(xué) 陜西省機(jī)電傳動(dòng)與控制工程實(shí)驗(yàn)室, 陜西 西安 710072; 2.西安航空學(xué)院, 陜西 西安 710077;3.陜西科技大學(xué)設(shè)計(jì)與藝術(shù)學(xué)院, 陜西 西安 710021; 4.西安市兒童醫(yī)院, 陜西 西安 710003)

人口老齡化伴隨著人體生理機(jī)能的衰退，導(dǎo)致四肢運(yùn)動(dòng)性和靈活性下降。 此外，由于疾病或事故導(dǎo)致運(yùn)動(dòng)能力受損以致偏癱的患者越來(lái)越多，嚴(yán)重限制了活動(dòng)能力[1]。如今，隨著醫(yī)學(xué)水平的不斷進(jìn)步與發(fā)展，雖然挽救了無(wú)數(shù)患者生命，但是會(huì)遺留嚴(yán)重的后遺癥[2]，最主要的是喪失獨(dú)立自主的行動(dòng)能力。研究表明，如果能及時(shí)有效地對(duì)患者進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練，可以促進(jìn)和恢復(fù)患者的運(yùn)動(dòng)能力[3]。

穿戴式康復(fù)外骨骼是一種依托康復(fù)醫(yī)學(xué)，結(jié)合機(jī)器人技術(shù)而快速發(fā)展的產(chǎn)物，可以對(duì)患者進(jìn)行物理康復(fù)治療，生活運(yùn)動(dòng)輔助和機(jī)體功能恢復(fù)。康復(fù)外骨骼在人體運(yùn)動(dòng)的過(guò)程中實(shí)現(xiàn)功能增強(qiáng)或者代償功能[4]。

下肢外骨骼是一種新型的可穿戴助力機(jī)器人，通過(guò)機(jī)械設(shè)備與肌肉骨骼系統(tǒng)協(xié)同工作。其主要作用是通過(guò)對(duì)人體關(guān)節(jié)施加驅(qū)動(dòng)力，用于輔助老年人和殘疾人行走、上下樓梯的康復(fù)[5]。

有源式外骨骼的驅(qū)動(dòng)形式包含電機(jī)驅(qū)動(dòng)、液壓驅(qū)動(dòng)和人工氣動(dòng)驅(qū)動(dòng)等形式。例如哈佛大學(xué)研制的柔性踝關(guān)節(jié)外骨骼Exosuit[6]，在人行走的過(guò)程中利用波登線將電機(jī)的輸出扭矩轉(zhuǎn)化為拉力，對(duì)患側(cè)踝關(guān)節(jié)提供助力，減小相應(yīng)的肌肉收縮強(qiáng)度。美國(guó)加州大學(xué)設(shè)計(jì)的下肢外骨骼BLEEX[7]，采用了擬人結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，下肢采用液壓驅(qū)動(dòng)裝置，增強(qiáng)負(fù)重能力。美國(guó)密歇根大學(xué)研發(fā)了一由氣動(dòng)肌肉驅(qū)動(dòng)的踝部輔助外骨骼，利用肌電信號(hào)控制，用于康復(fù)訓(xùn)練[8]。

無(wú)源外骨骼經(jīng)常采用儲(chǔ)能元件進(jìn)行驅(qū)動(dòng)，例如Sawicki利用柔性傳動(dòng)設(shè)計(jì)了一款踝關(guān)節(jié)外骨骼，采用彈簧將行走過(guò)程中的重力勢(shì)能轉(zhuǎn)換為彈性勢(shì)能進(jìn)行收集[9]。Burton研發(fā)的背包式外骨骼[10]，主要由纜繩和旋轉(zhuǎn)發(fā)電機(jī)組成。從行走中獲取機(jī)械能并轉(zhuǎn)化為電能，同時(shí)降低人體代謝消耗。

目前，大多數(shù)下肢外骨骼是采用電機(jī)驅(qū)動(dòng)、外骨骼沉重、價(jià)格昂貴、電池續(xù)航能力有限等缺點(diǎn)限制了推廣與應(yīng)用。由于人體蘊(yùn)含豐富的能量，人們嘗試從人體與周圍環(huán)境中獲取能量[11]。人在行走過(guò)程中，雖然動(dòng)能和勢(shì)能之間在不斷進(jìn)行轉(zhuǎn)化，但是能量總是存在著損耗，并且主要以熱能、克服外界阻力做功或關(guān)節(jié)內(nèi)部軟組織的磨損等形式消散。自然進(jìn)化暫時(shí)決定了人體的結(jié)構(gòu)和功能，但人類一直在探索提高能量利用效率[9]。

根據(jù)人體生理結(jié)構(gòu)和運(yùn)動(dòng)特點(diǎn)，進(jìn)行周期性儲(chǔ)存和釋放能量，將是一個(gè)很好的解決方案。本文提出一種人體下肢能量收集外骨骼，用于下肢運(yùn)動(dòng)功能障礙患者的康復(fù)訓(xùn)練和運(yùn)動(dòng)輔助。

1 人體下肢生物力學(xué)分析

1.1 人體下肢力學(xué)模型分析

人體的各種運(yùn)動(dòng)和呼吸動(dòng)作都是通過(guò)骨骼肌來(lái)完成。骨骼肌是人體中最多的組織，占體重的40%。在骨骼和關(guān)節(jié)的配合下，通過(guò)骨骼肌的收縮和放松，完成各種身體動(dòng)作。人體下肢自然行走，可視為一個(gè)下肢各關(guān)節(jié)周期性循環(huán)的運(yùn)動(dòng)過(guò)程。

在人體下肢活動(dòng)過(guò)程中，肌肉通常會(huì)根據(jù)不同的動(dòng)作階段產(chǎn)生不同類型的收縮活動(dòng)。人體的下肢主要由髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)組成。從單側(cè)下肢足后跟著地開(kāi)始，到同側(cè)下肢足后跟再次著地的過(guò)程是一個(gè)完整的步態(tài)周期。使用Opensim進(jìn)行步態(tài)仿真[12]，如圖1所示。

圖1 人體步態(tài)周期

建立下肢外骨骼的運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)學(xué)模型，可以分析下肢外骨骼運(yùn)動(dòng)機(jī)理。根據(jù)人體下肢生理結(jié)構(gòu)特點(diǎn)，下肢骨骼可假設(shè)為剛性連桿結(jié)構(gòu)，各連桿之間通過(guò)關(guān)節(jié)連接構(gòu)成多剛體鏈狀結(jié)構(gòu)。使用簡(jiǎn)化的行走下肢外骨骼的剛體五連桿模型，通過(guò)齊次變換矩陣與Jacobian矩陣分別對(duì)下肢外骨骼的運(yùn)動(dòng)位姿關(guān)系進(jìn)行求解[13]。通過(guò)研究行走過(guò)程中系統(tǒng)各部分之間作用關(guān)系，確定下肢外骨骼各部位在廣義坐標(biāo)系下的空間位置。

如圖2所示，對(duì)每根桿建立局部坐標(biāo)系。1,2,3坐標(biāo)系原點(diǎn)分別固定于站立腿的踝關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)；坐標(biāo)4,5,6的原點(diǎn)分別固定在擺動(dòng)腿的髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)處。其中,L為連桿的長(zhǎng)度。

圖2 下肢外骨骼五連桿模型

當(dāng)人體行走時(shí)，通過(guò)運(yùn)動(dòng)學(xué)方程給出擺動(dòng)腳在參考系中的坐標(biāo)與關(guān)節(jié)角的關(guān)系。通過(guò)平移和旋轉(zhuǎn)參考坐標(biāo)系得到局部坐標(biāo)系i(i=1,2,3,4,5,6)。根據(jù)相鄰剛體連桿的2個(gè)局部坐標(biāo)系的齊次變換矩陣，可以計(jì)算出末端執(zhí)行器在參考坐標(biāo)系坐標(biāo)。

(1)

(2)

(3)

式中：ai為相鄰兩軸線i和i+1之間的距離；θi為繞軸從xi-1軸旋轉(zhuǎn)到xi軸的角度，且順時(shí)針為正。

擺動(dòng)腳的空間位置與下肢髖、膝、踝關(guān)節(jié)的角度及左右大腿、小腿的長(zhǎng)度有關(guān)。在人體步態(tài)分析中，步長(zhǎng)Px通常定義為行走過(guò)程中兩足跟或兩足尖先后著地時(shí)前后方向的距離，步高Py通常定義為在腳離開(kāi)地面最高的距離。

(4)

1.2 人體下肢步態(tài)測(cè)試與運(yùn)動(dòng)仿真分析

利用Vicon T40S光學(xué)運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)進(jìn)行步態(tài)測(cè)試實(shí)驗(yàn)，對(duì)人體下肢關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行分析。實(shí)驗(yàn)對(duì)象為一名男生，23歲，身高180 cm，體重65 kg。該受試者身體健康，無(wú)骨骼肌、神經(jīng)等疾病，無(wú)手術(shù)史。在實(shí)驗(yàn)前，被告知了實(shí)驗(yàn)的目的和詳細(xì)的過(guò)程，并在征得同意后開(kāi)始進(jìn)行實(shí)驗(yàn)[13]。

參考GB/T 10000-1988中國(guó)成年人人體尺寸[14]以及GB/T 17245-2004成年人人體慣性參數(shù)[15]，取人體身高為180 cm，體重為65 kg為研究對(duì)象。鑒于人體自身組成的復(fù)雜多樣，將人體進(jìn)行抽象和簡(jiǎn)化成簡(jiǎn)單的剛性幾何實(shí)體。

I=X0+X1M+X2H

(5)

式中：M表示自身質(zhì)量；H表示身高，X0,X1,X2表示回歸方程的系數(shù)。

通過(guò)UG建立人體下肢簡(jiǎn)化模型，選擇Parasolid格式導(dǎo)入ADAMS。依次進(jìn)行運(yùn)動(dòng)副設(shè)置、驅(qū)動(dòng)設(shè)置、仿真檢查、驅(qū)動(dòng)函數(shù)設(shè)置、仿真環(huán)境設(shè)置后，仿真時(shí)間設(shè)置為0.87 s，仿真步數(shù)設(shè)置為1 000。

對(duì)人體下肢力學(xué)模型進(jìn)行計(jì)算，獲得步長(zhǎng)與步高曲線。并在ADAMS仿真模型中，在踝關(guān)節(jié)處添加標(biāo)記點(diǎn)，通過(guò)測(cè)量標(biāo)記點(diǎn)與地面之間的距離，可以獲得步高與步長(zhǎng)曲線，如圖3a)與3b)所示。

絕對(duì)坐標(biāo)系的原點(diǎn)規(guī)定在支撐腿與地面接觸的位置，當(dāng)步長(zhǎng)為負(fù)值時(shí)，表示擺動(dòng)腿位于支撐腿的后面，步長(zhǎng)為正值時(shí)，擺動(dòng)腿位于支撐腿的前面。當(dāng)左足離地時(shí)，步長(zhǎng)為負(fù)，步長(zhǎng)值約為-0.75 m。當(dāng)左足擊地時(shí)，步長(zhǎng)為正，步長(zhǎng)值約為+0.75 m。對(duì)步高而言，當(dāng)左足離地時(shí)，擺動(dòng)腿末端距離地面0.06 m左右。在行走過(guò)程中，擺動(dòng)腿末端先降低后升高，在步態(tài)周期45%左右，上升至最高點(diǎn)，步高0.1 m。

在大腿處和腳踝處設(shè)置標(biāo)記點(diǎn)，測(cè)量在行走過(guò)程中的兩點(diǎn)距離變化曲線，如圖3c)所示。結(jié)果表明，腳踝與大腿處兩點(diǎn)之間的位置會(huì)隨著人體行走，發(fā)生周期性的變化，兩點(diǎn)距離變化可達(dá)0.1 m左右。

圖3 人體下肢關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)學(xué)曲線

2 外骨骼傳動(dòng)裝置結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

人體在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中，下肢支撐并推動(dòng)身體向前，會(huì)產(chǎn)生大量的動(dòng)能。在加速或減速時(shí)，下肢關(guān)節(jié)需要消耗人體能量。如果利用外部機(jī)構(gòu)在下肢減速階段將動(dòng)能收集起來(lái)，降低能量消耗，可實(shí)現(xiàn)助力[16]。

對(duì)于健康人群，根據(jù)自身承受能力范圍，選擇合適剛度的卷簧進(jìn)行儲(chǔ)能。小腿和踝足靠自重，在下落的過(guò)程中，足以驅(qū)動(dòng)卷簧，系統(tǒng)無(wú)需額外做功。于單側(cè)下肢行走障礙的人群，患側(cè)下肢由于長(zhǎng)期依賴健側(cè)下肢，患側(cè)下肢運(yùn)動(dòng)功能衰退，肌肉萎縮，活性下降。而健側(cè)下肢長(zhǎng)期高負(fù)荷運(yùn)動(dòng)，造成身體重心偏移，步態(tài)改變，骨骼磨損加劇，但是健側(cè)下肢肌肉能力較強(qiáng)。因此，對(duì)于該部分人群，在身體可以負(fù)擔(dān)和接受范圍內(nèi)，關(guān)節(jié)驅(qū)動(dòng)剛度較大的卷簧儲(chǔ)存能量，付出額外做功，借助外骨骼實(shí)現(xiàn)能量收集與遷移，利用單側(cè)下肢對(duì)患肢進(jìn)行運(yùn)動(dòng)補(bǔ)償。

外骨骼可以充分利用人體自身優(yōu)勢(shì)，收集人體下肢能量，用于患側(cè)輔助運(yùn)動(dòng)，實(shí)現(xiàn)人體能量遷移的同時(shí)，達(dá)到人體平衡。通過(guò)外骨骼參與人體運(yùn)動(dòng)，使得患側(cè)下肢加強(qiáng)鍛煉，刺激患者中樞神經(jīng)系統(tǒng)，重新掌握下肢的運(yùn)動(dòng)控制能力，并促進(jìn)下肢肌肉群的協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)，最終恢復(fù)運(yùn)動(dòng)能力。

在腿的伸展和擺動(dòng)過(guò)程中，涉及到重力勢(shì)能參與能量轉(zhuǎn)換[17]。同時(shí)，兩腿的步態(tài)周期存在一定的相位差，滿足了跨肢體能量遷移的時(shí)間差。如果能將膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)在行走的過(guò)程中由關(guān)節(jié)產(chǎn)生的負(fù)功進(jìn)行收集，經(jīng)過(guò)能量管理，可在行走需要能量時(shí)進(jìn)行釋放，實(shí)現(xiàn)能量遷移，輔助下肢行走。外骨骼工作時(shí)，參與人體能量流動(dòng)循環(huán)，主要包含3個(gè)階段，如圖4所示。

圖4 外骨骼能量流動(dòng)圖像

人體能量收集器[18-19]安裝在大腿外側(cè),傳動(dòng)結(jié)構(gòu)主要包括二級(jí)平面卷簧、棘輪棘爪、擺動(dòng)式平面凸輪、齒輪等。柔性穿戴結(jié)構(gòu)包括支撐架與彈性波登線，如圖5所示。充分發(fā)揮行走過(guò)程中步高變化，高效利用0.1 m左右的繩長(zhǎng)變化，采用二級(jí)卷簧并聯(lián)設(shè)計(jì)。在棘輪棘爪傳動(dòng)的同時(shí)，帶動(dòng)兩級(jí)卷簧儲(chǔ)能。一級(jí)卷簧能量從外端釋放，用于下部分繩線收放，實(shí)現(xiàn)同側(cè)相鄰關(guān)節(jié)助力。借助凸輪控制，二級(jí)卷簧儲(chǔ)存能量從內(nèi)端釋放，用于拉伸對(duì)側(cè)踝關(guān)節(jié)，實(shí)現(xiàn)下肢對(duì)側(cè)跨關(guān)節(jié)助力[20-21]。

圖5 外骨骼傳動(dòng)結(jié)構(gòu)圖

相比于傳統(tǒng)剛性傳動(dòng)外骨骼，本文設(shè)計(jì)的下肢可穿戴式能量收集與行走助力外骨骼具有以下優(yōu)勢(shì)：①借助繩索柔性傳動(dòng)，可以在下肢關(guān)節(jié)實(shí)現(xiàn)遠(yuǎn)距離動(dòng)力傳輸，為跨肢體能量遷移提供了保障。②傳動(dòng)盒通過(guò)夾具固定在健側(cè)下肢的大腿處，遠(yuǎn)離肢體關(guān)節(jié)，降低了外骨骼傳動(dòng)裝置對(duì)于人體運(yùn)動(dòng)步態(tài)的干涉，同時(shí)降低了患側(cè)下肢的負(fù)載。③外骨骼傳動(dòng)裝置緊湊、輕巧，穿戴舒適、安全與便捷。

3 人體穿戴實(shí)驗(yàn)測(cè)試與評(píng)價(jià)

經(jīng)過(guò)物理測(cè)試，表明外骨骼的功能滿足要求[17]。進(jìn)行人體穿戴實(shí)驗(yàn)，通過(guò)分析肌肉活性來(lái)更全面地評(píng)價(jià)外骨骼。考慮到肌肉的功能，肌肉表面的深度，肌肉位置。實(shí)驗(yàn)選擇股直肌、脛骨前肌、股二頭肌、腓腸肌外側(cè)、腓腸肌內(nèi)側(cè)進(jìn)行測(cè)試分析，評(píng)估外骨骼的助力效果。

采用Delsys無(wú)線表面肌電測(cè)試設(shè)備，用脫毛器去除皮膚表面的毛發(fā)，并用75%的醫(yī)用酒精擦拭皮膚，隨后打磨皮膚表面，去除皮膚角質(zhì)層。電極放置方向與肌纖維方向平行，電極通過(guò)電極貼固定。為了防止肌電塊在運(yùn)動(dòng)過(guò)程中松動(dòng)脫落，使用皮膚膜包裹肌電塊，記錄表面肌電信號(hào)。

受試者在跑步機(jī)上行走，如圖6所示。測(cè)試速度由跑步機(jī)控制，觀察動(dòng)態(tài)表面肌電信號(hào)波形及頻率。受試者對(duì)本研究的研究?jī)?nèi)容與實(shí)驗(yàn)方案知曉，并簽署知情同意書。同時(shí)本實(shí)驗(yàn)研究經(jīng)西北工業(yè)大學(xué)醫(yī)學(xué)倫理委員會(huì)審批(No:202102005)通過(guò)。

圖6 人體穿戴外骨骼行走試驗(yàn)

將行走中各測(cè)試肌肉的肌電信號(hào)原始數(shù)據(jù)劃分，提取單個(gè)步態(tài)周期，導(dǎo)入sEMG-Processing進(jìn)行分析。將實(shí)驗(yàn)所得數(shù)據(jù)截取一個(gè)周期并進(jìn)行濾波、整流和包絡(luò)處理求得肌肉在一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)的活躍度變化，得到下肢肌肉在一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)的活動(dòng)度與活動(dòng)時(shí)序如圖7所示。測(cè)試各下肢肌肉的表面肌電信號(hào)在支撐期均表現(xiàn)活躍。

圖7 不同肌肉表面肌電信號(hào)包絡(luò)線

圖8 下肢主要肌肉肌電信號(hào)的均方根值與肌電積分值

定義：正常行走組為M1，穿戴能量收集器行走(不工作)組為M2，能量收集器作用在同側(cè)下肢組為M3，能量收集器作用在對(duì)側(cè)下肢組為M4。a表示與M1區(qū)有顯著差異，b表示與M2區(qū)有顯著差異，c表示與M3區(qū)有顯著差異。

均方根表示振幅的趨勢(shì)，反映了一段時(shí)間內(nèi)肌肉放電的平均水平，為放電的有效值。均方根越大，肌肉力量和張力越高。肌電積分是對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行整流濾波后得到的時(shí)間曲線下面積之和，反映肌電信號(hào)的強(qiáng)弱變化，是評(píng)價(jià)疲勞的重要手段。

對(duì)下肢所選肌肉進(jìn)行肌電測(cè)試，結(jié)果顯示當(dāng)受試者僅穿戴外骨骼行走(外骨骼不工作)，除腓腸肌外側(cè)和脛骨前肌外，大部分肌電信號(hào)都略有增加。這是因?yàn)橥夤趋朗巧眢w的外部結(jié)構(gòu)，它會(huì)導(dǎo)致額外的肌肉代謝做功，并在走路時(shí)消耗能量。

穿戴外骨骼行走后，腓腸肌內(nèi)側(cè)，腓腸肌外側(cè)，脛骨前肌，股直肌四組肌肉在單側(cè)下肢進(jìn)行能量收集和釋放，肌肉的肌電信號(hào)時(shí)域指標(biāo)均有下降，其中股直肌的均方根值，最高降幅可達(dá)10%。腓腸肌外側(cè)肌肉的肌電積分值降幅最明顯，可達(dá)12%，對(duì)下肢的影響作用較為明顯。

股二頭肌的均方根與肌電積分值均上升，一方面股二頭肌距離膝關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)相對(duì)較遠(yuǎn)，另外這可能與下肢肌肉之間的相互作用有關(guān)，這有待進(jìn)一步科學(xué)實(shí)驗(yàn)與分析。另外，外骨骼對(duì)肌肉的影響效果還應(yīng)廣泛增加實(shí)驗(yàn)樣本，下一步尤其是增加不同程度的下肢運(yùn)動(dòng)障礙患者的樣本數(shù)量。綜上所述，穿戴外骨骼行走時(shí)，可以降低部分主要肌肉活性。

4 結(jié) 論

本文為下肢運(yùn)動(dòng)障礙患者提供一種輔助行走解決方案。利用彈性儲(chǔ)能可收集下肢關(guān)節(jié)的能量，獲得較大的機(jī)械能，并且參與能量管理與釋放，為下肢運(yùn)動(dòng)障礙患者提供單側(cè)下肢輔助，實(shí)現(xiàn)能量遷移。

原理樣機(jī)經(jīng)過(guò)物理測(cè)試，結(jié)果表明外骨骼為對(duì)側(cè)腿提供輔助拉力。本文通過(guò)人體穿戴實(shí)驗(yàn)進(jìn)行功能評(píng)價(jià)，結(jié)果表明，外骨骼可以降低部分肌肉的力量和活性，具有一定的助力效果。相信隨著后續(xù)研究工作的不斷完善，將會(huì)提出更加高效的人體能量收集器，更加科學(xué)規(guī)范的評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)，為患者的健康行走，貢獻(xiàn)一份力量。