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    采用加速度傳感器測定豎向步行力的試驗(yàn)研究

    2019-01-23 10:38:58宋志剛王子洋
    振動(dòng)與沖擊 2019年1期
    關(guān)鍵詞:測力步頻測試者

    王 琪, 宋志剛, 王子洋

    (昆明理工大學(xué) 建筑工程學(xué)院,昆明 650500)

    大跨輕質(zhì)結(jié)構(gòu)的使用,使得人致結(jié)構(gòu)振動(dòng)問題受到廣泛關(guān)注[1-2],而步行力的測定是其中一個(gè)非常重要的問題。目前測定步行力的方法主要有兩類,一類是出現(xiàn)較早、運(yùn)用較廣并可以直接測定步行力的測力板、步態(tài)機(jī)以及測力平臺等[3-5],另一類是可對人體自由行走時(shí)產(chǎn)生的足底力進(jìn)行實(shí)時(shí)觀測的測力鞋[6-7]和測力鞋墊[8-10]等。測力板本身體積龐大,位置較為固定,對測試者的自由行走造成一定限制,不利于范圍較大的動(dòng)態(tài)監(jiān)測,同時(shí)由于儀器適用于室內(nèi),不適于在室外進(jìn)行大規(guī)模觀測。采用測力鞋或測力鞋墊測定步行力時(shí),試驗(yàn)對象只需穿戴好設(shè)備并保持正常行走,足底的壓力傳感器就能將足底壓力轉(zhuǎn)換為電信號輸出,設(shè)備穿戴靈活方便使用。但是人體行走過程中身體的晃動(dòng)和足部的滑移使得鞋墊本身容易發(fā)生移動(dòng),將傳感器設(shè)置在柔性鞋墊上還可能導(dǎo)致傳感器信號失真,同時(shí)儀器本身價(jià)格昂貴不適于進(jìn)行人群的大范圍觀測。

    基于上述原因,同時(shí)考慮到無線傳感器造價(jià)越來越低,本文提出將加速度傳感器安置在人體質(zhì)心處,通過測定人體質(zhì)心加速度來間接測定步行力的方法,通過對試驗(yàn)對象進(jìn)行步行力試驗(yàn)進(jìn)而得到了相應(yīng)的步行力,在此基礎(chǔ)上,將試驗(yàn)結(jié)果與生物力學(xué)模擬結(jié)果和已有的測力板試驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行對比,以驗(yàn)證測試方法的有效性。

    1 加速度傳感器測定步行力

    1.1 試驗(yàn)原理

    依據(jù)生物力學(xué)模型,人體可簡化為一個(gè)雙質(zhì)點(diǎn)體系,其中人體質(zhì)量集中于上軀干和下軀干兩個(gè)質(zhì)心處,雙腿簡化為無質(zhì)量桿,如圖1所示。人體在重力、慣性力和足底反力下的平衡方程為

    (1)

    圖1 力學(xué)分析圖

    1.2 試驗(yàn)方法

    人體加速度監(jiān)測系統(tǒng)包括加速度傳感器、穿戴背心、控制器和導(dǎo)線四部分,控制器包括開關(guān)裝置、數(shù)據(jù)采集器和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器三部分,設(shè)計(jì)構(gòu)造和實(shí)物圖如圖2所示。

    1-加速度傳感器;2-穿戴背心;3-控制器;4-導(dǎo)線;5-數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器;6-電源開關(guān)

    (a) 設(shè)計(jì)構(gòu)造

    (b) 實(shí)物圖

    為了能同時(shí)獲得不同方向的步行力,本文采用無線三軸加速度傳感器來測定質(zhì)心加速度,加速度傳感器的各項(xiàng)性能參數(shù)選擇可參照表1,試驗(yàn)所使用的加速度傳感器如圖3所示,其中加速度傳感器的Y軸的正方向?qū)?zhǔn)身體前進(jìn)方向,Z軸的正方向?qū)?zhǔn)在身體的垂直軸向上方向,X軸的正方向?qū)?zhǔn)身體左側(cè)方向。

    加速度傳感器分別布置于人體上下軀干質(zhì)心m1和m2處。研究表明腰(腹)部是最接近人體質(zhì)量中心的位置,受到的振動(dòng)干擾比較小,且加速度輸出信號比較平緩,即使在快速行走時(shí)規(guī)律性也比較明顯,因此將兩組加速度傳感器置于胸椎與腰椎之間的位置。為了能有效地將加速度傳感器固定于人體,本文采用緊身背心安置加速度傳感器,背心本身緊貼身體并能有效防止錯(cuò)動(dòng),并將加速度傳感器固定于背心上。

    表1 加速度傳感器性能參數(shù)

    圖3 加速度傳感器

    研究表明人體的運(yùn)動(dòng)頻率基本位于20 Hz以下,而99%的能量都集中在15 Hz以下[12]。低通濾波器可以允許低于截止頻率的信號通過。巴特沃斯濾波器在通帶內(nèi)頻率響應(yīng)平坦,阻帶內(nèi)逐步減小為零,同時(shí)階數(shù)越大,頻幅特性和信號保真度越好。因此選用巴特沃斯低通濾波器,設(shè)定通帶下限截止頻率為15 Hz,下阻帶截止頻率為20 Hz。

    1.3 試驗(yàn)過程及試驗(yàn)結(jié)果

    試驗(yàn)場地位于某教學(xué)樓走廊內(nèi),走廊長度為60 m,寬度為2 m,地面平整,無環(huán)境干擾。選定三名身體健康,無足部疾病的男性測試者,體重及腿長分別如表2所示,且上述參數(shù)基本接近于中國成年男性人體特征平均值。給測試者穿戴好人體加速度監(jiān)測設(shè)備,穿戴好設(shè)備后測試者首先進(jìn)行一分鐘的適應(yīng)性行走,待行走穩(wěn)定、適應(yīng)儀器后,測試者站在起點(diǎn)處,啟動(dòng)儀器,開始沿著走廊勻速行走,走到終點(diǎn)時(shí)轉(zhuǎn)身,最后勻速走回起點(diǎn),試驗(yàn)過程中由旁側(cè)人員記錄行走時(shí)間及行走步數(shù)。按照上述的步驟,測試者分別進(jìn)行慢速到快速的多次行走,試驗(yàn)情況如圖4所示。對試驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行處理,計(jì)算得出平均速度、步長、步頻和周期,結(jié)果如表3~表5所示。

    圖4 步行力荷載試驗(yàn)情況

    測試者身高/m體重/kg腿長/m測試者11.77650.94測試者21.74600.91測試者31.75700.92

    表3 測試者1在不同速度下行走的試驗(yàn)數(shù)據(jù)

    表4 測試者2在不同速度下行走的試驗(yàn)數(shù)據(jù)

    表5 測試者3在不同速度下行走的試驗(yàn)數(shù)據(jù)

    從上面各表中的試驗(yàn)數(shù)據(jù)可以看出,即使身體特征參數(shù)接近,不同的測試對象由于行走習(xí)慣和姿態(tài)不同也會(huì)在平均速度、步長、步頻和周期等特征上表現(xiàn)有所不同。但可以看出,不同測試對象都有隨著平均速度的增大,步頻增大的趨勢。

    將測試者1步頻為1.85 Hz和測試者2步頻為1.86 Hz時(shí)的試驗(yàn)數(shù)據(jù)通過圖像形式導(dǎo)出,并通過傅里葉變換經(jīng)MATLAB自帶的巴特沃斯濾波器濾波后的曲線如圖5所示。對比兩名測試者的豎向步行力曲線可以看出曲線雖然有所波動(dòng)但大小基本保持一致,且隨時(shí)間變化表現(xiàn)出了相似的規(guī)律,則后文主要針對測試者1的試驗(yàn)數(shù)據(jù)進(jìn)行討論。

    圖5 豎向步行力時(shí)程曲線及其頻譜特性

    2 與生物力學(xué)步行力模擬結(jié)果的比較

    步行力可以采用生物力學(xué)的雙足模型進(jìn)行模擬[13-14]。雙足模型將人體簡化成圖1所示的力學(xué)模型,文獻(xiàn)[13]根據(jù)虛功原理由拉格朗日方程建立的該模型的運(yùn)動(dòng)微分方程為

    (2)

    式中

    (3)

    (4)

    (5)

    F(t)=[k1lb-m1g-k1lb-m2gFctrl]T

    (6)

    (7)

    (8)

    一般的雙足模型沒有考慮人在實(shí)際行走時(shí)足底壓力中心的偏移,導(dǎo)致模擬結(jié)果較實(shí)際步行力偏大。文獻(xiàn)[15]通過λ模擬不同步行速度下足底壓力中心的偏移對雙足模型進(jìn)一步修正,使其在不同的行走速度下具有較好的模擬結(jié)果。文獻(xiàn)[16]中關(guān)于人行走過程中單腿支撐階段足底壓力中心偏移位移的經(jīng)驗(yàn)表達(dá)式為

    (9)

    式中:xcop為足底壓力中心的偏移位移;d為單腿支撐階段壓力中心總偏移量,取常數(shù)0.15 m;ω為單腿支撐相頻率,相關(guān)研究表明ω隨步行速度增加而增加,并與簡化的人體重量-彈簧系統(tǒng)的自振頻率ωn的關(guān)聯(lián)性很高,且在自然行走狀態(tài)下有ω=ωn。

    (10)

    在MATLAB下編制基于修正雙足模型的模擬程序,模擬可得到測試者1在不同平均速度下的步行力模擬結(jié)果,見表6所示,并得到測試者1在步頻為1.56 Hz時(shí)豎向步行力的試驗(yàn)值和軟件模擬值的比較結(jié)果,如圖6所示。

    表6 測試者1在不同速度下行走的模擬結(jié)果

    圖6 試驗(yàn)值與模擬值比較

    3 結(jié)果對比和分析

    為了進(jìn)一步驗(yàn)證本文試驗(yàn)方法的有效性,本文選取了文獻(xiàn)[4]的研究結(jié)果作進(jìn)一步的對比和分析。文獻(xiàn)[4]給出了基于東方人體特征參數(shù)在測力板試驗(yàn)基礎(chǔ)上通過概率統(tǒng)計(jì)獲得的動(dòng)載因子的統(tǒng)計(jì)值,見表7。其中μm和μ75分別為文獻(xiàn)[4]統(tǒng)計(jì)出的各階動(dòng)載因子的均值和具有75%保證率的取值與步頻f的關(guān)系式。

    表7 文獻(xiàn)[4]步行力動(dòng)載因子試驗(yàn)統(tǒng)計(jì)值

    測試者1的豎向步行力各階動(dòng)載因子的試驗(yàn)值、軟件模擬值與文獻(xiàn)[4]的試驗(yàn)統(tǒng)計(jì)值的對比結(jié)果如圖7所示。由圖7可知,一階動(dòng)載因子都有隨著步頻的增加而增加的趨勢,二到五階動(dòng)載因子隨著平均速度的增加變化不明顯。圖7(a)表明,豎向步行力一階動(dòng)載因子的試驗(yàn)值曲線、模擬值曲線和文獻(xiàn)[4]試驗(yàn)統(tǒng)計(jì)值曲線都呈現(xiàn)隨步頻增加而逐漸增加的趨勢,且數(shù)值相差不大。圖7(b)~圖7(d)表明,二至四階動(dòng)載因子曲線隨步頻無明顯變化,試驗(yàn)值雖有波動(dòng)但大小均保持在一定范圍內(nèi)。

    綜上所述,本文選用的試驗(yàn)方法可以得出實(shí)際的豎向步行力,并且通過比較表明各階動(dòng)載因子的試驗(yàn)值與已有測力板試驗(yàn)值基本一致,其偏差也保持在合理范圍內(nèi),因此本文提出的通過測定人體質(zhì)心加速度來測定步行力的方法可以有效模擬步行力,并且能夠反映出步行力頻譜特性變化的基本規(guī)律。

    (a) DLF1

    (b) DLF2

    (c) DLF3

    (d) DLF4

    (e) DLF5

    4 結(jié) 論

    利用三軸加速度傳感器測定人體的雙質(zhì)心加速度獲得了人體在不同步頻下的豎向步行力,并分析了測試者的豎向步行力的一至五階動(dòng)載因子隨著步頻變化的一般規(guī)律。主要結(jié)論如下:

    (1)采用本文方法測定的豎向步行力一階動(dòng)載因子隨步頻增大而增大,二至五階動(dòng)載因子幾乎無變化或變化較小,這與測力板試驗(yàn)結(jié)果一致,與生物力學(xué)模擬結(jié)果也相吻合。

    (2)本文提出的測定方法還存在誤差,可能來自于試驗(yàn)過程中儀器的松動(dòng)和偏轉(zhuǎn),在后續(xù)研究中會(huì)予以考慮和改進(jìn)。

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