姿態(tài)傳感器的坐站轉(zhuǎn)移測(cè)量系統(tǒng)研究

劉 鵬，陳寶亮，肖飛云，王 勇

(合肥工業(yè)大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院，合肥 230009)

坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)是人類最基本的功能性活動(dòng)，是人類獨(dú)立進(jìn)行日常生活活動(dòng)的基本前提[1-2]，從生物力學(xué)的角度來看，坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)需要不同肌肉之間的相互協(xié)調(diào)，以及需要足夠的肌肉力量提升身體重心運(yùn)動(dòng)；對(duì)于腦卒中偏癱患者而言，坐站轉(zhuǎn)移能力是決定其能否獨(dú)立生活的重要功能基礎(chǔ)[3]。因此，對(duì)于坐站轉(zhuǎn)移能力的評(píng)估顯得尤為重要。在臨床上，關(guān)節(jié)力矩是評(píng)估坐站轉(zhuǎn)移能力的常用指標(biāo)[4]，在康復(fù)訓(xùn)練器材的設(shè)計(jì)上，關(guān)節(jié)力矩對(duì)于驅(qū)動(dòng)器的選擇具有重要意義。近年來一些學(xué)者也開始了坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)輔助訓(xùn)練器材的研究[5-7]，然而，建立一個(gè)有效的人類日?；顒?dòng)的動(dòng)力學(xué)模型是設(shè)計(jì)殘疾人輔助裝置的關(guān)鍵步驟[8]。因此，分析人體坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)對(duì)于康復(fù)評(píng)估和康復(fù)訓(xùn)練器材的設(shè)計(jì)顯得至關(guān)重要。

在人體生物力學(xué)的研究中，三維運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)通常被認(rèn)為是人體運(yùn)動(dòng)分析的黃金標(biāo)準(zhǔn)，Pinheiro C等[9]通過運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)和測(cè)力板對(duì)人體坐站轉(zhuǎn)移進(jìn)行了運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)分析；Yoshioka S等[10]通過運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)對(duì)人體坐站轉(zhuǎn)移的運(yùn)動(dòng)學(xué)和關(guān)節(jié)最小峰值力矩進(jìn)行了研究；Shia V等[11]研究了基于攝像系統(tǒng)的坐站轉(zhuǎn)移的事件檢測(cè)，然而基于攝像機(jī)的運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)雖然測(cè)量精度高，但是價(jià)格昂貴，測(cè)量環(huán)境要求高，只能在特定的實(shí)驗(yàn)室內(nèi)進(jìn)行。近年來，傳感器技術(shù)的進(jìn)步使小型和低成本的可穿戴設(shè)備得以迅速發(fā)展，這些設(shè)備具有復(fù)雜的功能來監(jiān)測(cè)人體的運(yùn)動(dòng)。例如，李元良等[12]研究了一種基于MEMS(micro-electro-mechanical system)傳感器的人體運(yùn)動(dòng)識(shí)別系統(tǒng)；Kong A等[13-15]實(shí)現(xiàn)了基于三軸加速度傳感器的人體跌倒的檢測(cè)；劉坤等[16]通過可穿戴傳感器和測(cè)力板分析了人體坐站轉(zhuǎn)移的動(dòng)力學(xué)特性，并與運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)進(jìn)行比較，然而其傳感器必須安裝在人體體段的質(zhì)心位置，難以實(shí)現(xiàn)實(shí)際安裝。目前，基于姿態(tài)傳感器來分析人體運(yùn)動(dòng)的相關(guān)研究較少，姿態(tài)傳感器能夠精確測(cè)量載體的姿態(tài)角，其內(nèi)部包含了三軸陀螺儀、三軸加速度計(jì)、地磁場(chǎng)傳感器，采用高性能的微處理器和先進(jìn)的動(dòng)力學(xué)解算與卡爾曼動(dòng)態(tài)濾波算法，能夠快速求解出模塊當(dāng)前的實(shí)時(shí)運(yùn)動(dòng)姿態(tài)，這對(duì)于人體運(yùn)動(dòng)分析提供了便利。

通過以上文獻(xiàn)分析，在人體坐站轉(zhuǎn)移的運(yùn)動(dòng)研究中，現(xiàn)有方法大都采用運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)采集人體的關(guān)節(jié)角度信息。基于攝像機(jī)的運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)價(jià)格昂貴，反射標(biāo)記的安裝耗時(shí)長(zhǎng)，對(duì)于安裝位置要求較高，而且容易被遮擋，同時(shí)需要專用的實(shí)驗(yàn)室空間，后處理(包括反射標(biāo)記的識(shí)別、跟蹤、空間坐標(biāo)的計(jì)算)時(shí)間長(zhǎng)，不適合作為一種臨床的技術(shù)手段。

因此，為解決上述技術(shù)問題，基于多個(gè)姿態(tài)傳感器解算人體在坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)過程中踝關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度，通過建立簡(jiǎn)化的人體動(dòng)力學(xué)模型，將理論計(jì)算得到的足底壓力信息與測(cè)力板測(cè)得的實(shí)際數(shù)據(jù)進(jìn)行了對(duì)比，驗(yàn)證基于姿態(tài)傳感器的坐站轉(zhuǎn)移測(cè)量系統(tǒng)的準(zhǔn)確性與有效性，并利用拉格朗日方法對(duì)坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)進(jìn)行動(dòng)力學(xué)分析。

1 運(yùn)動(dòng)學(xué)信息采集及動(dòng)力學(xué)建模

1.1 運(yùn)動(dòng)模型的建立及參數(shù)獲取

對(duì)人體坐站轉(zhuǎn)移的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行分析，首先需要將人體簡(jiǎn)化為適當(dāng)?shù)挠?jì)算模型，再運(yùn)用坐標(biāo)變換的數(shù)學(xué)方法解決人體運(yùn)動(dòng)位姿的計(jì)算[17]。本文研究人體坐站轉(zhuǎn)移的運(yùn)動(dòng)學(xué)信息，不考慮上肢和頭部姿態(tài)，所以將頭部、上肢和軀干簡(jiǎn)化為一根連桿，假設(shè)人體坐站轉(zhuǎn)移的運(yùn)動(dòng)是關(guān)于矢狀面對(duì)稱的且只在矢狀面內(nèi)運(yùn)動(dòng)[18]，足部始終與地面接觸且不發(fā)生相對(duì)運(yùn)動(dòng)，把左右小腿和大腿均用連桿表示，故將人體簡(jiǎn)化為三連桿模型，三連桿之間通過轉(zhuǎn)動(dòng)副連接。

簡(jiǎn)化的人體三連桿剛體模型如圖1所示，按照右手定則，定義姿態(tài)傳感器的慣性坐標(biāo)系W，在足部建立全局坐標(biāo)系{OXYZ}，坐標(biāo)原點(diǎn)O位于踝關(guān)節(jié)處，規(guī)定Y軸垂直于地面向上，X軸水平向前，在小腿、大腿和軀干分別建立局部坐標(biāo)系{oixiyizi}，i=1，2，3，坐標(biāo)原點(diǎn)分別位于踝關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)處，如圖1中所示，yi由關(guān)節(jié)i指向關(guān)節(jié)i+1，xi垂直于yi向前，規(guī)定關(guān)節(jié)角度θi為yi與X正方向的夾角；其中關(guān)節(jié)角度θi通過如下方法計(jì)算：

圖1 人體三連桿剛體模型示意圖

設(shè)小腿、大腿和軀干的長(zhǎng)度分別為l1、l2和l3，關(guān)節(jié)回轉(zhuǎn)中心分別為A、B、C，對(duì)于踝關(guān)節(jié)角度θ1，膝關(guān)節(jié)中心B在坐標(biāo)系{o1x1y1z1}下的位置矢量為：

(1)

(2)

則膝關(guān)節(jié)中心B在坐標(biāo)系{OXYZ}下的位置矢量為：

(3)

A點(diǎn)到B點(diǎn)的方向向量記為a，故a為：

(4)

因此，向量a與X軸正方向的夾角即踝關(guān)節(jié)角度為：

(5)

(6)

因此：

θ1=cos-1(ox)

(7)

同理，θ2、θ3可由同樣的方法得到。

該姿態(tài)傳感器在用歐拉角表示姿態(tài)時(shí)的坐標(biāo)系旋轉(zhuǎn)順序?yàn)閦-y-x，這種描述姿態(tài)傳感器上的局部坐標(biāo)系{oixiyizi}的方位的法則為：局部坐標(biāo)系{oixiyizi}的初始方位與慣性坐標(biāo)系W相同，首先使其繞zi軸旋轉(zhuǎn)γ角，然后繞yi軸旋轉(zhuǎn)β角，最后繞xi軸旋轉(zhuǎn)α角，其中各次旋轉(zhuǎn)都是相對(duì)于運(yùn)動(dòng)坐標(biāo)系的某軸進(jìn)行的，從而得到表達(dá)式：

(8)

即旋轉(zhuǎn)變換通式：

(9)

1.2 坐站轉(zhuǎn)移的動(dòng)力學(xué)建模

剛體動(dòng)力學(xué)分析的主要方法有牛頓—?dú)W拉方法、拉格朗日方法，牛頓—?dú)W拉方法在運(yùn)用時(shí)既要考慮外界驅(qū)動(dòng)力，又要考慮產(chǎn)生加速度的慣性力，拉格朗日方法則基于系統(tǒng)能量的概念，這種方法只需速度而不必求各桿件的內(nèi)作用力，直接求出關(guān)節(jié)的驅(qū)動(dòng)力矩，是一種比較清晰簡(jiǎn)便的方法[20]。本研究采用拉格朗日方法進(jìn)行動(dòng)力學(xué)分析。

在任一時(shí)刻，連桿1的質(zhì)心位置：

xc1=lc1cosθ1

(10)

yc1=lc1sinθ1

(11)

連桿2的質(zhì)心位置：

xc2=l1cosθ1+lc2cosθ2

(12)

yc2=l1sinθ1+lc2sinθ2

(13)

連桿3的質(zhì)心位置：

xc3=l1cosθ1+l2cosθ2+lc3cosθ3

(14)

yc3=l1sinθ1+l2sinθ2+lc3sinθ3

(15)

其中：lci(i=1，2，3)為體段i質(zhì)心到其局部坐標(biāo)系原點(diǎn)的距離。

在坐站轉(zhuǎn)移過程中，當(dāng)人體脫離座位后，此時(shí)只受到地面對(duì)人體的作用力，所以此時(shí)系統(tǒng)的勢(shì)能為：

m1glc1sinθ1+m2g(l1sinθ1+lc2sinθ1)+

m3g(l1sinθ1+l2sinθ2+lc3sinθ3)

(16)

其中：mi表示剛體i的質(zhì)量，g表示重力加速度。

系統(tǒng)的動(dòng)能為：

(17)

其中：Ici(i=1，2，3)表示剛體i相對(duì)于其質(zhì)心的質(zhì)量慣性矩。

拉格朗日函數(shù)L定義為系統(tǒng)的動(dòng)能Ek與總勢(shì)能Ep之差，即：

(18)

則系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)方程為：

(19)

聯(lián)立可得，脫離座位后各關(guān)節(jié)力矩：

(m1lc1+m2l1+m3l1)gcosθ1

(20)

(m2lc2+m3l2)gcosθ2

(21)

(22)

在坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)中，由于軀干所受的外力始終只有重力作用，在脫離座位前，式(22)仍然適用。

由牛頓第二定律可知，地面的支撐反力為：

Fy=(m0+m1+m2+m3)g+

(23)

2 實(shí)驗(yàn)及結(jié)果分析

2.1 實(shí)驗(yàn)

為驗(yàn)證前述方法的準(zhǔn)確性與可行性，搭建了基于姿態(tài)傳感器的人體坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)測(cè)量系統(tǒng)，通過3個(gè)姿態(tài)傳感器采集人體坐站轉(zhuǎn)移過程中的下肢關(guān)節(jié)角度信息。同時(shí)，利用測(cè)力踏板采集人體坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)過程中足部受到的地面反力，如圖2所示。

圖2 坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)測(cè)量系統(tǒng)

采用深圳維特智能科技有限公司型號(hào)為WT 901C 485的姿態(tài)傳感器，該傳感器支持多個(gè)模塊級(jí)聯(lián)，在上位機(jī)上能夠同時(shí)采集多個(gè)模塊的數(shù)據(jù)，該模塊內(nèi)部集成了高精度的陀螺儀、加速度計(jì)、地磁場(chǎng)傳感器，能夠在動(dòng)態(tài)環(huán)境下準(zhǔn)確輸出模塊的當(dāng)前姿態(tài)，姿態(tài)測(cè)量精度0.01°，加速度測(cè)量精度0.01g，角速度測(cè)量精度0.05(°)/s；姿態(tài)傳感器通過USB直接與上位機(jī)通信，采樣頻率為50 Hz；測(cè)力踏板壓力傳感器選用蚌埠大洋傳感公司型號(hào)為DYLY-108的壓力傳感器，量程為50 kg；該傳感器的輸出靈敏度為1.0～2.0 mV/V，工作電壓為5.0～10.0 V；測(cè)力踏板通過信號(hào)放大模塊和信號(hào)采集模塊與上位機(jī)實(shí)時(shí)通信，采樣頻率為50 Hz。

實(shí)驗(yàn)招募了7名健康且沒有任何運(yùn)動(dòng)障礙的男性在校學(xué)生，7名受測(cè)者的基本信息如表1所示。根據(jù)《GB/T 1000—1988.中國(guó)成年人人體尺寸》和《GB/T 17245—2004.成年人人體慣性參數(shù)》，受測(cè)者的各項(xiàng)人體測(cè)量學(xué)數(shù)據(jù)如表2所示。表2中給出了7名受測(cè)者各肢段的長(zhǎng)度li、質(zhì)量mi、質(zhì)心位置lci以及關(guān)于質(zhì)心的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量Ici，在實(shí)驗(yàn)中，受測(cè)者以平時(shí)的習(xí)慣性坐姿為準(zhǔn)，雙手自然放置于膝蓋上，座位高約為0.45 m，3個(gè)姿態(tài)傳感器通過綁帶分別固定于小腿、大腿、軀干位置，保證每個(gè)姿態(tài)傳感器的y軸方向沿著所在肢段兩端關(guān)節(jié)的連線，并由下端指向上端，2個(gè)測(cè)力踏板放置于受測(cè)者腳下，左右距離以個(gè)人平時(shí)習(xí)慣性坐姿為準(zhǔn)，由于健康人群的坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)通常被認(rèn)為是關(guān)于矢狀面對(duì)稱的[18]，因此在實(shí)驗(yàn)中只采集身體一側(cè)的運(yùn)動(dòng)數(shù)據(jù)；受測(cè)者穿戴好實(shí)驗(yàn)器材后，要求受試者保持穩(wěn)定的站立姿勢(shì)，對(duì)姿態(tài)傳感器的安裝誤差進(jìn)行校準(zhǔn)；由于實(shí)驗(yàn)對(duì)象都是健康的大學(xué)生群體，因此本研究認(rèn)為，在靜態(tài)站立時(shí)，受測(cè)者身體與地面保持垂直，以此校準(zhǔn)姿態(tài)傳感器的安裝誤差。

表1 7名受測(cè)者的基本信息

表2 7名受測(cè)者的人體測(cè)量學(xué)數(shù)據(jù)

2.2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析

實(shí)驗(yàn)完成后，將受測(cè)者的坐站轉(zhuǎn)移時(shí)間做歸一化處理，將足底壓力與受測(cè)者體重進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理；最終得到7名受測(cè)者坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)和足底壓力數(shù)據(jù)；其中1名受測(cè)者的坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)的關(guān)節(jié)角度曲線和足底壓力曲線如圖3、4所示，圖中A1、B1、C1分別表示θ1、θ2、θ3在運(yùn)動(dòng)初始時(shí)刻的角度；A2、C2分別表示θ1、θ3在運(yùn)動(dòng)過程中的最大屈曲角度；A3、B3、C3分別表示θ1、θ2、θ3在運(yùn)動(dòng)結(jié)束時(shí)刻的角度(最大伸展角度)，同理，F(xiàn)1、F2、F3、F4、F5分別表示運(yùn)動(dòng)初始時(shí)刻的壓力值、運(yùn)動(dòng)過程中的壓力峰值以及運(yùn)動(dòng)終止時(shí)刻的壓力值；7名受測(cè)者各個(gè)時(shí)刻的角度數(shù)據(jù)和足底壓力數(shù)據(jù)見表3、4。

表3 7名受測(cè)者各時(shí)刻關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù) (°)

圖3 1名受測(cè)者坐站轉(zhuǎn)移的關(guān)節(jié)角度曲線

由圖3、4可知，在坐站轉(zhuǎn)移的開始階段，此時(shí)軀干與水平面夾角大約為80°，之后髖關(guān)節(jié)角度開始變化，軀干開始前傾，此時(shí)足底壓力開始減小，當(dāng)足底壓力到達(dá)第一個(gè)波谷后(F2)，踝關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)開始運(yùn)動(dòng)，身體由一個(gè)穩(wěn)定的坐姿狀態(tài)加速上升，此時(shí)足底壓力快速增大，當(dāng)足底壓力達(dá)到最大值后(F3)，重心繼續(xù)上升，足底壓力開始減小，當(dāng)足底壓力到達(dá)第二個(gè)波谷后(F4)，足底壓力開始增大，身體逐漸伸直至完全站立。

為了驗(yàn)證姿態(tài)角解算關(guān)節(jié)角度的正確性，將關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)代入式(23)，從而得出足底壓力的理論計(jì)算數(shù)據(jù)，由于姿態(tài)傳感器放置在衣服的外側(cè)，人體肌肉的形變和衣服的滑移，使姿態(tài)傳感器相對(duì)于非剛性的人體產(chǎn)生微小的位姿變化，造成曲線的不圓滑，本研究對(duì)角度曲線進(jìn)行了擬合，如圖3所示。將擬合后的關(guān)節(jié)角度曲線數(shù)據(jù)代入式(23)，進(jìn)而得出足底反力的理論計(jì)算數(shù)據(jù)；在坐站轉(zhuǎn)移過程中，當(dāng)人體離開座位前，式(23)的計(jì)算數(shù)據(jù)不能反映足底的受力情況，因此需要確定人體離開座位的時(shí)間點(diǎn)。文獻(xiàn)[21]中，當(dāng)足底的支撐反力達(dá)到最大時(shí)，認(rèn)為可作為離開座位的時(shí)刻。本文中以最大地面反力出現(xiàn)的時(shí)刻(F3)為起始點(diǎn)，將實(shí)際測(cè)量的地面反力數(shù)據(jù)與理論計(jì)算結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，其中1名受測(cè)者理論計(jì)算數(shù)據(jù)和實(shí)際測(cè)量數(shù)據(jù)曲線見圖4，7名受測(cè)者數(shù)據(jù)見表5。表5中給出了離開座位后，足底壓力的理論計(jì)算與實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)間的均方根誤差(RMSE)和相關(guān)系數(shù)(R)。從表5可以看到，通過理論計(jì)算和測(cè)力板得到的地面反力二者間具有較大的相關(guān)系數(shù)(R≥0.91)，實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)和理論計(jì)算數(shù)據(jù)有一定的誤差，但誤差較小(RMSE≤0.44)；因此，基于姿態(tài)傳感器的測(cè)量系統(tǒng)是可靠的，可以用于坐站轉(zhuǎn)移的研究。通過分析左右測(cè)力踏板各自壓力數(shù)據(jù)可以發(fā)現(xiàn)，在坐站轉(zhuǎn)移過程中，左右腳的足底壓力并不是對(duì)稱的，如圖5所示，因此，足底壓力的不對(duì)稱性在一定程度上反映了運(yùn)動(dòng)的不對(duì)稱性，使理論計(jì)算數(shù)據(jù)與實(shí)際測(cè)量數(shù)據(jù)之間存在偏差，然而從實(shí)驗(yàn)結(jié)果來看，這種運(yùn)動(dòng)不對(duì)稱性對(duì)于誤差的影響并不大，在實(shí)際應(yīng)用中，對(duì)于偏癱和下肢功能障礙者，可能需要同時(shí)采集左右兩側(cè)的關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)；另外，本研究力學(xué)模型的參數(shù)是根據(jù)受測(cè)者的體重和身高按照國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)提供的回歸方程求得，與實(shí)際人體的質(zhì)量分布和體段參數(shù)存在較大差異，這也造成了誤差。

圖4 1名受測(cè)者坐站轉(zhuǎn)移的足底壓力曲線

表4 7名受測(cè)者各時(shí)刻足底壓力數(shù)據(jù) N/kg

表5 7名受測(cè)者足底壓力的理論計(jì)算與實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)

圖5 1名受測(cè)者坐站轉(zhuǎn)移的左、右腳足底壓力曲線

在坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)中，關(guān)節(jié)峰值力矩是評(píng)估其下肢能力的重要指標(biāo)[10]，因此，將姿態(tài)傳感器測(cè)得的關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)代入式(20)～(22)中，根據(jù)表2中的人體各項(xiàng)體段參數(shù)，得到坐站轉(zhuǎn)移過程中髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的力矩曲線，如圖6所示。當(dāng)人體離開座位前，由于沒有考慮人體與座位之間的接觸力，因此只繪出離開座位之后的膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)力矩曲線(逆時(shí)針方向?yàn)檎?，圖中虛線表示離開座位的時(shí)刻；每個(gè)關(guān)節(jié)的力矩與身體質(zhì)量乘以身高進(jìn)行歸一化，以便于不同體型受試者之間的比較。由圖6可知，在坐站轉(zhuǎn)移的開始階段，髖關(guān)節(jié)力矩小于0.1 N·m/(kg·m)，在軀干前傾階段，髖關(guān)節(jié)力矩逐漸增大，在離開座位后很短一段時(shí)間內(nèi)，髖關(guān)節(jié)力矩達(dá)到最大值，之后髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)力矩逐漸減小，軀干、大腿和小腿逐漸伸直。7名受測(cè)者的關(guān)節(jié)最大峰值力矩見表5所列，在坐站轉(zhuǎn)移實(shí)驗(yàn)中，7名受測(cè)者膝關(guān)節(jié)力矩峰值均大于1.0 N·m/(kg·m)，其中有6名受測(cè)者的膝關(guān)節(jié)力矩峰值大于1.2 N·m/(kg·m)，這是因?yàn)樵谧巨D(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)中，膝關(guān)節(jié)需要通過較大的角位移來使身體重心向上運(yùn)動(dòng)，這也意味著膝關(guān)節(jié)損傷患者在進(jìn)行坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)時(shí)可能更容易跌倒。在7名受測(cè)者中，受測(cè)者1和受測(cè)者3的踝關(guān)節(jié)峰值力矩大于其髖關(guān)節(jié)峰值力矩，由表1可知，受測(cè)者1和受測(cè)者3的身高較其他受測(cè)者更高，這可能意味著更高的身高需要更大的踝關(guān)節(jié)力矩控制身體重心位于足底支撐面內(nèi)。

圖6 1名受測(cè)者坐站轉(zhuǎn)移的關(guān)節(jié)力矩曲線

表6 7名受測(cè)者的關(guān)節(jié)最大峰值力矩 N·m/(kg·m)

3 結(jié)論

搭建了一種基于姿態(tài)傳感器的人體坐站轉(zhuǎn)移運(yùn)動(dòng)測(cè)量系統(tǒng)，通過姿態(tài)傳感器采集的姿態(tài)角解算人體坐站轉(zhuǎn)移的下肢關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)，利用足底測(cè)力踏板驗(yàn)證了基于姿態(tài)傳感器的測(cè)量系統(tǒng)的可行性與有效性，實(shí)測(cè)地面反力數(shù)據(jù)與理論計(jì)算地面反力數(shù)據(jù)相關(guān)系數(shù)R≥0.91，均方根誤差RMSE≤0.44，通過拉格朗日動(dòng)力學(xué)方法計(jì)算了人體坐站轉(zhuǎn)移過程中關(guān)節(jié)的最大峰值力矩，其中踝關(guān)節(jié)平均最大峰值力矩為(0.413±0.091)N·m/(kg·m)，膝關(guān)節(jié)絕對(duì)平均最大峰值力矩為(1.241±0.076)N·m/(kg·m)，髖關(guān)節(jié)最大峰值力矩為0.427±0.065 N·m/(kg·m)。

由于本研究的實(shí)驗(yàn)對(duì)象僅限于7名健康大學(xué)生，其運(yùn)動(dòng)學(xué)和動(dòng)力學(xué)參數(shù)不足以涵蓋所有人群，為了進(jìn)一步提高基于姿態(tài)傳感器的人體坐站轉(zhuǎn)移測(cè)量系統(tǒng)的準(zhǔn)確性，應(yīng)對(duì)不同的群體開展更廣泛的研究，以驗(yàn)證該系統(tǒng)的穩(wěn)定性和可靠性。同時(shí)，應(yīng)對(duì)坐站轉(zhuǎn)移過程中下肢對(duì)稱進(jìn)一步研究，對(duì)于偏癱及對(duì)于坐站轉(zhuǎn)移障礙患者的平衡評(píng)估具有重要意義。

基于姿態(tài)傳感器的人體坐站轉(zhuǎn)移測(cè)量系統(tǒng)，相較于運(yùn)動(dòng)捕捉系統(tǒng)，更能滿足臨床的實(shí)際應(yīng)用，為坐站轉(zhuǎn)移康復(fù)評(píng)估提供了更加便利的方法，也可以為坐站康復(fù)訓(xùn)練器具的研發(fā)提供參考。