用于減少腰背痛發(fā)病率的可穿戴彎腰助力裝置

【作 者】羅自國，余永，葛運建

1 中國科學技術大學自動化系，合肥市，230027

2 中國科學院合肥智能機械研究所，合肥市，230031

3 日本鹿兒島大學科學工程研究院，鹿兒島，890-0065

0 引言

在農(nóng)業(yè)、建筑、采礦等工作中，由于經(jīng)濟、工作環(huán)境等因素的限制，人們需長時間彎腰工作，從而導致了很高的腰背痛發(fā)病率。即使在美國，據(jù)美國勞工部2006年的職業(yè)展望手冊，美國農(nóng)業(yè)中需彎腰工作的農(nóng)場工人達690000人[1]。全世界有高達13億農(nóng)業(yè)勞動力因彎腰工作而有患腰背痛的風險[2]。目前，在美國、加拿大、日本，已有人通過研究助力裝置來減少或消除彎腰工作帶來的危害。Satoshi Kawai等研發(fā)了一種用直流電機驅(qū)動的人體腰部助力裝置，他們的第一代與第二代裝置分別重11 kg[3]和6.5 kg[4]，對于人體助力裝置來說，他們的裝置太重；Sato Y等開發(fā)了一種輔助腰部與膝關節(jié)的助力裝置[5]，他們的裝置用一個額定電壓為24 V的直流電機驅(qū)動，由于24 V的直流電源難以隨身攜帶，從而限制了裝置的使用。此外，還有HAL[6]、Muscle Suit[7]、BLEEX[8]都是帶有電機驅(qū)動的助力裝置，這些裝置存在成本高、體積大的缺點，難以適應人們彎腰工作的需要。無電機驅(qū)動的彎腰助力裝置有Bending Non-Demand Return(Limbic Systems Inc.,Ventura,CA)、happyback (ErgoAg,Aptos,CA)[9]、Bendezy (Bendezy-LiteTop,Mount Barker,Western Australia)以及Abdoli-E等研制的PLAD[10]，無電機驅(qū)動的助力裝置都僅用彈性元件實現(xiàn)被動助力。

本研究的目的是開發(fā)一種輕便型可隨身穿戴的彎腰助力裝置(wearable stoop-assist device,WSAD)。根據(jù)人體生物力學，考慮人體彎腰時的靜力平衡，設計并開發(fā)用于減輕背部豎脊肌負擔的WSAD，并利用角度傳感器實現(xiàn)彎腰自動助力。肌電信號已被證實可用來測量肌肉的活動并預測其所受的力[11]，因此通過肌電信號測量背部肌肉胸豎脊肌(thoracic erector spinae,TES)、腰豎脊肌(lumbar erector spinae,LES)、背闊肌(latissimus dorsi,LD)以及腹部肌肉腹直肌(rectus abdominis,RA)的活動，從而驗證裝置的有效性。

1 WSAD原理、設計與原型

1.1 WSAD的助力原理

由臨床應用解剖學可知，當人體彎腰時，背部肌肉豎脊肌纖維逐漸伸長以控制彎腰運動[12]。豎脊肌如圖1所示，豎脊肌分布于脊柱兩側(cè)，是控制彎腰最主要的肌肉，也是最容易拉傷的肌肉。

為了描述彎腰時豎脊肌所受的力，根據(jù)人體生物力學，建立人體彎腰時的理想受力模型，如圖2所示，其中F1：頭部和頸部的重力；F2：上臂、前臂和手的重力；F3：腰骶椎間盤以上軀干部分的重力；F4：由于腹內(nèi)壓力而形成的力；F5：豎脊肌所受的拉力；F6：第1骶椎上的反作用力；a：彎腰時軀干與豎直方向的夾角，即彎腰角度。

圖2 人體彎腰時的受力分析Fig.2 Forces on lower lumbar part of spine in stooped posture

在大多數(shù)情況下，可以充分假設F4與F5是平行的[13]。由靜力平衡可以求出豎脊肌所受的拉力：

根據(jù)成年人人體慣性參數(shù)(GB/T 17245-2004)，假設人體的質(zhì)量為M，則有F1=8.62%M，F(xiàn)2=4.32%M，F(xiàn)3=30%M。腹內(nèi)壓大約可協(xié)助承受10%～40%的腰椎前凸力矩[14]，這里取F4=10%M。假設從頭頸質(zhì)心到腰骶椎間盤的距離為L，則有L1=Lsina，L2=0.71Lsina，L3=0.4Lsina，L4=0.16Lsina。代入式，則有：

由式(2)可知，當彎腰到45o或90o時，背部豎脊肌所受的力分別為1484 N、2098 N；若人體的質(zhì)量M為70 kg時，這兩個力分別為人體重量的2.2倍和3.1倍。若豎脊肌長時間處于這樣大的拉力下，很容易引起腰背痛[15]。

受人的生理結(jié)構(gòu)的限制，L5只有約5 cm，從而導致豎脊肌所受的拉力F5很大。若把式(1)變成式(3)。

如式(3)所示，為了減輕彎腰時豎脊肌所受的拉力F5，可以施加一個位于人體外部的拉力F7來減輕豎脊肌所受的拉力，這個外部拉力如圖3中的F7所示?？紤]靜力平衡，則豎脊肌的拉力F5變?yōu)椋?/p>

圖3 加上助力F7之后的受力圖Fig.3 Forces on lower lumbar part of spine in stooped postures,including of assist tension F7

比較式(1)和式(4)可知，加上助力F7之后豎脊肌的拉力會減少，設這個減少的力為助力F8，則有：

從式(5)可以看出，F(xiàn)7與L7越大，則助力F8越大，從而豎脊肌的拉力F5越小，即減輕了背部豎脊肌的負擔。根據(jù)式(1)與式(4)，可以求出對于豎脊肌的助力比ar。

已有研究表明，助力比并非越大越好，過大的助力比會導致肌肉肥大[16]，可選擇助力比為30%～50%，本文選擇豎脊肌助力比為50%。F7由外部的拉力所決定，從而可以根據(jù)選擇的助力比由式來設計助力臂L7。

圖4 WSAD的設計圖Fig.4 Design of the WSAD

1.2 根據(jù)助力原理設計并制作WSAD

根據(jù)以上助力原理設計如圖4所示的WSAD。在WSAD中有兩根拉力帶，它們的一端與胸圍帶相連，另一端分別與左右伺服電機上的帶輪連接，這兩根拉力帶就相當于人體外部的豎脊肌，并行于脊柱的兩側(cè)，起到圖3中F7的作用。角度傳感器安裝在胸圍帶上，用來檢測人體彎腰時的角度。人體穿戴WASD如圖5所示。如圖6所示，左右伺服電機通過兩個U形連接板固定在皮帶上，U形連接板起到助力臂的作用。當人彎腰到工作位置需要助力時，伺服電機轉(zhuǎn)動帶輪，從而拉緊拉力帶實現(xiàn)彎腰助力。為了平衡拉力帶的拉力，可伸縮下肢帶一端被踩在腳底，一端與U形連接板下面的兩個小連接臺連接。為了適合不同體形的人的穿戴需要，肩帶與下肢帶都設計成可伸縮的(此處的可伸縮不是彈性的伸長或縮短，而是通過日字扣來伸長或縮短帶子)。胸圍帶與皮帶也可以根據(jù)不同人體的胸圍與腰圍尺寸調(diào)節(jié)到舒適的位置。

圖5 人體穿戴實物前、后、側(cè)視圖Fig.5 Front view,back view and side view of subject wearing the WSAD

圖6 伺服電機單元設計圖Fig.6 Design of the servo unit

考慮到WSAD的輕便性，必須選擇本身質(zhì)量很輕且能輸出大轉(zhuǎn)矩的伺服電機，這里根據(jù)助力比選擇的伺服電機額定轉(zhuǎn)矩為22 kgf ·cm(7.4 V)，尺寸：40.8×19.8×39 mm3，質(zhì)量：62 g，PPM信號分辨率：2 ms，伺服電機的空載轉(zhuǎn)速：62.5 r/min。伺服電機單元的設計和實物如圖6和圖7所示。

圖7 伺服電機單元實物圖Fig.7 Prototype of the servo unit

伺服電機的額定扭矩為22 kgf ·cm，拉力軸的半徑為4 mm，即伺服電機可以輸出539 N的力，由于WSAD有兩根拉力帶，則可以形成一個1078 N的外部拉力。當人體彎腰90o時，WSAD能形成一個0.137 m的力臂(L7)，即背部拉力帶能產(chǎn)生148 N ·m的助力矩。對于助力裝置，輕便是很重要的，加工完成后的WSAD的總質(zhì)量為0.357 kg(包括電池與控制器)，十分輕便。一件普通夾克大約為620 g，而WSAD僅為357.4 g。

1.3 WSAD的自動助力控制

如圖8所示，控制板、鋰電池及電量報警器被安裝在U形連接板上，圖中的小手機是為了便于與實物比較大小而放置的。其中鋰電池用來給伺服電機、控制板及角度傳感器供電；電量報警器在鋰電池電壓低于5 V時報警，提示用戶及時充電；控制板用來獲取角度傳感器的角度并適時驅(qū)動伺服電機。人向前彎腰時，角度傳感器的角度會增大，當彎腰到工作位置并靜態(tài)保持時，角度不會再增大，這時控制器會檢測到這個角度不會再增大的信息，并控制伺服電機轉(zhuǎn)動帶輪，拉緊拉力帶使人保持彎腰工作狀態(tài)。當人需要恢復直立時，角度傳感器的角度會減小，這時由控制器控制伺服電機轉(zhuǎn)動帶輪收緊拉力帶使人直起身子。當角度傳感器檢測到角度等于0o(身體直立)時，伺服電機停止轉(zhuǎn)動。

圖8 控制板、鋰電池和電量報警器的安裝Fig.8 Installation of control board,lithium battery and low voltage buzzer alarm

2 肌電實驗驗證裝置的有效性

2.1 肌電實驗過程

影響背部活動的肌肉多達29類[17]，背部豎脊肌是彎腰時控制彎曲的主要肌肉，也是最容易受傷的肌肉，因此，胸豎脊肌(TES)和腰豎脊肌(LES)的肌電信號應被測量。由于腹直肌(RA)的活動會增加脊柱的負載[16]，所以腹直肌的肌電信號也應被測量。此外，肌電實驗還測量了背闊肌(LD)的肌電信號。

肌電設備的第一通道測量TES的肌電信號，其電極放于T9上，距背部正中5 cm。第二通道測量LES的肌電信號，其電極放于L3的上，距背部正中3 cm。第三通道測量LD的肌電信號，其電極放于T7的上，距背部正中7 cm。第四通道測量RA的肌電信號，其電極放置在距肚臍側(cè)邊3 cm處。參考電極被放在C7的棘突之上。前三個肌電信號的通道位置如圖9所示。

圖9 背部肌電電極的位置Fig.9 Location of the EMG electrodes on the back

貼肌電電極的步驟：(1)先用砂紙輕擦貼電極的皮膚處；(2)將導線連接到電極扣上；(3)除去電極背面的防粘紙；(4)在要貼電極的部位貼上電極并撫平背襯。

肌電數(shù)據(jù)采集之前人體平躺30 min以充分放松身體，首先采集無WSAD助力時的肌電數(shù)據(jù)，分四次采集(一個周期)，分別采集直立、彎腰30o、彎腰60o、彎腰90o四個姿勢的肌電信號，每個姿勢保持10 min，每兩個姿勢之間休息20 min，重復采集3個周期；休息30 min之后再采集有WSAD助力時的肌電信號，也分四次采集(一個周期)，分別采集直立、彎腰30o、彎腰60o、彎腰90o四個姿勢的肌電信號，每個姿勢保持10 min，每兩個姿勢之間休息20 min，同樣重復采集3個周期。為了保證每個周期的每個姿勢都能保持在相同的角度上，使用角度傳感器來確定每個姿勢的角度。

對采集到的原始肌電信號，先分離出信號的直流分量，然后設計一個2階的Butterworth帶通數(shù)字濾波器，采樣頻率為1000 Hz，第一截止頻率為3 Hz，第二截止頻率為450 Hz[16]，再用設計好的濾波器對原始肌電信號進行濾波。對處理后的信號做絕對積分，然后再用式(7)算出助力比(EMG下降比)。

其中ar為助力比，w、Nw分別代表有WSAD助力和無WSAD助力的肌電信號積分值(mV ·s)。

2.2 實驗結(jié)果

肌電實驗的結(jié)果如表1所示。表中給出了當人體處于四個彎腰姿勢(0o、30o、60o、90o)時，在有WSAD助力和無WSAD助力兩種情況下，被測肌肉的EMG積分值和相應的助力比。

2.3 討論

我們的主要目的是開發(fā)一種用于減輕背部豎脊肌負擔的可穿戴彎腰助力裝置，并通過量化背部肌肉的肌電信號來評估裝置的有效性。從以上的實驗結(jié)果可以看出，當人體直立時，穿上WSAD之后，WSAD對被測肌肉的肌電信號基本上沒有影響，如表1所示，TES、LES、LD、RA的EMG僅分別上升了0.72%、0.68%、0.81%、0.76%。當人體彎腰30o、60o以及90o時，WSAD顯著地減少了TES、LES、LD的EMG信號。TES、LES的EMG信號可以預測人體低腰部位的壓力與剪力，而過大的低腰壓力與剪力就是引起LBP的主要因素[16]，從而WSAD可以減少LBP的發(fā)生；并且RA的EMG信號的減少還可以減輕脊柱的負擔。

表1 被測肌肉的EMG積分值和助力比Tab.1 The integrated EMG and reduction ratio of the measured muscles

WSAD 在重量上是可以忽略的。由于可穿戴性，WSAD很容易與環(huán)境結(jié)合。WSAD的總質(zhì)量只有0.357 kg，使人在彎腰工作時不會產(chǎn)生額外的負重感覺。利用角度傳感器實現(xiàn)工作中彎腰姿勢的靜態(tài)保持。

由于我們做的是無創(chuàng)實驗，所以只把電極貼在皮膚表面來測量肌肉的EMG信號，而不損傷人體，但這個實驗方法是可行的，可以通過這樣的方法來觀測背部肌肉的活動[16]。

3 結(jié)論

根據(jù)人體生物力學，建立了人體彎腰時的靜力平衡模型，并根據(jù)所建立的模型證明了助力原理，在此基礎上開發(fā)了一種僅重0.357 kg的可穿戴彎腰助力裝置。肌電實驗表明，WSAD能顯著減少豎脊肌的活動，從而有利于彎腰工作的工人，并減少LBP的發(fā)病率。需要指出的是，任何人類工效學裝置的開發(fā)都需要工人、工效學裝置開發(fā)人員以及相關領域的管理者一起配合進行，吸收他們有用的觀點與建議。只有當工人接受已開發(fā)的工效學裝置帶來的好處時，工效學裝置才是真正有用的。WSAD作為一種人類工效學裝置，在接下來的研究中，要調(diào)查彎腰工作的工人對WSAD的可接受性以及研究長期使用WSAD帶來的相關問題。

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