人體下肢能量收集與行走助力外骨骼分析與評價(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)動性和靈活性下降。 此外，由于疾病或事故導(dǎo)致運(yùn)動能力受損以致偏癱的患者越來越多，嚴(yán)重限制了活動能力[1]。如今，隨著醫(yī)學(xué)水平的不斷進(jìn)步與發(fā)展，雖然挽救了無數(shù)患者生命，但是會遺留嚴(yán)重的后遺癥[2]，最主要的是喪失獨(dú)立自主的行動能力。研究表明，如果能及時有效地對患者進(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，可以對患者進(jìn)行物理康復(fù)治療，生活運(yùn)動輔助和機(jī)體功能恢復(fù)?？祻?fù)外骨骼在人體運(yùn)動的過程中實(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。其主要作用是通過對人體關(guān)節(jié)施加驅(qū)動力，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)動形式包含電機(jī)驅(qū)動、液壓驅(qū)動和人工氣動驅(qū)動等形式。例如哈佛大學(xué)研制的柔性踝關(guān)節(jié)外骨骼Exosuit[6]，在人行走的過程中利用波登線將電機(jī)的輸出扭矩轉(zhuǎn)化為拉力，對患側(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)動裝置，增強(qiáng)負(fù)重能力。美國密歇根大學(xué)研發(fā)了一由氣動肌肉驅(qū)動的踝部輔助外骨骼，利用肌電信號控制，用于康復(fù)訓(xùn)練[8]。

無源外骨骼經(jīng)常采用儲能元件進(jìn)行驅(qū)動，例如Sawicki利用柔性傳動設(shè)計(jì)了一款踝關(guān)節(jié)外骨骼，采用彈簧將行走過程中的重力勢能轉(zhuǎn)換為彈性勢能進(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、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]。人在行走過程中，雖然動能和勢能之間在不斷進(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)動特點(diǎn)，進(jìn)行周期性儲存和釋放能量，將是一個很好的解決方案。本文提出一種人體下肢能量收集外骨骼，用于下肢運(yùn)動功能障礙患者的康復(fù)訓(xùn)練和運(yùn)動輔助。

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)動和呼吸動作都是通過骨骼肌來完成。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，通過骨骼肌的收縮和放松，完成各種身體動作。人體下肢自然行走，可視為一個下肢各關(guān)節(jié)周期性循環(huán)的運(yùn)動過程。

在人體下肢活動過程中，肌肉通常會根據(jù)不同的動作階段產(chǎn)生不同類型的收縮活動。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)下肢足后跟著地開始，到同側(cè)下肢足后跟再次著地的過程是一個完整的步態(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)動學(xué)數(shù)學(xué)模型，可以分析下肢外骨骼運(yùn)動機(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)，各連桿之間通過關(guān)節(jié)連接構(gòu)成多剛體鏈狀結(jié)構(gòu)。使用簡化的行走下肢外骨骼的剛體五連桿模型，通過齊次變換矩陣與Jacobian矩陣分別對下肢外骨骼的運(yùn)動位姿關(guān)系進(jìn)行求解[13]。通過研究行走過程中系統(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為連桿的長度。

圖2 下肢外骨骼五連桿模型

當(dāng)人體行走時，通過運(yùn)動學(xué)方程給出擺動腳在參考系中的坐標(biāo)與關(guān)節(jié)角的關(guān)系。通過平移和旋轉(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，且順時針為正。

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

(4)

1.2 人體下肢步態(tài)測試與運(yùn)動仿真分析

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

參考GB/T 10000-1988中國成年人人體尺寸[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)行抽象和簡化成簡單的剛性幾何實(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UG建立人體下肢簡化模型，選擇Parasolid格式導(dǎo)入ADAMS。依次進(jìn)行運(yùn)動副設(shè)置、驅(qū)動設(shè)置、仿真檢查、驅(qū)動函數(shù)設(shè)置、仿真環(huán)境設(shè)置后，仿真時間設(shè)置為0.87 s，仿真步數(shù)設(shè)置為1 000。

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

絕對坐標(biāo)系的原點(diǎn)規(guī)定在支撐腿與地面接觸的位置，當(dāng)步長為負(fù)值時，表示擺動腿位于支撐腿的后面，步長為正值時，擺動腿位于支撐腿的前面。當(dāng)左足離地時，步長為負(fù)，步長值約為-0.75 m。當(dāng)左足擊地時，步長為正，步長值約為+0.75 m。對步高而言，當(dāng)左足離地時，擺動腿末端距離地面0.06 m左右。在行走過程中，擺動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)，測量在行走過程中的兩點(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)動學(xué)曲線

2 外骨骼傳動裝置結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

人體在運(yùn)動過程中，下肢支撐并推動身體向前，會產(chǎn)生大量的動能。在加速或減速時，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能收集起來，降低能量消耗，可實(shí)現(xiàn)助力[16]。

對于健康人群，根據(jù)自身承受能力范圍，選擇合適剛度的卷簧進(jìn)行儲能。小腿和踝足靠自重，在下落的過程中，足以驅(qū)動卷簧，系統(tǒng)無需額外做功。于單側(cè)下肢行走障礙的人群，患側(cè)下肢由于長期依賴健側(cè)下肢，患側(cè)下肢運(yùn)動功能衰退，肌肉萎縮，活性下降。而健側(cè)下肢長期高負(fù)荷運(yùn)動，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)動剛度較大的卷簧儲存能量，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)下肢對患肢進(jìn)行運(yùn)動補(bǔ)償。

外骨骼可以充分利用人體自身優(yōu)勢，收集人體下肢能量，用于患側(cè)輔助運(yùn)動，實(shí)現(xiàn)人體能量遷移的同時，達(dá)到人體平衡。通過外骨骼參與人體運(yùn)動，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)動控制能力，并促進(jìn)下肢肌肉群的協(xié)調(diào)運(yùn)動，最終恢復(fù)運(yùn)動能力。

在腿的伸展和擺動過程中，涉及到重力勢能參與能量轉(zhuǎn)換[17]。同時，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間差。如果能將膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)在行走的過程中由關(guān)節(jié)產(chǎn)生的負(fù)功進(jìn)行收集，經(jīng)過能量管理，可在行走需要能量時進(jìn)行釋放，實(shí)現(xiàn)能量遷移，輔助下肢行走。外骨骼工作時，參與人體能量流動循環(huán)，主要包含3個階段，如圖4所示。

圖4 外骨骼能量流動圖像

人體能量收集器[18-19]安裝在大腿外側(cè),傳動結(jié)構(gòu)主要包括二級平面卷簧、棘輪棘爪、擺動式平面凸輪、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)揮行走過程中步高變化，高效利用0.1 m左右的繩長變化，采用二級卷簧并聯(lián)設(shè)計(jì)。在棘輪棘爪傳動的同時，帶動兩級卷簧儲能。一級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，二級卷簧儲存能量從內(nèi)端釋放，用于拉伸對側(cè)踝關(guān)節(jié)，實(shí)現(xiàn)下肢對側(cè)跨關(guān)節(jié)助力[20-21]。

圖5 外骨骼傳動結(jié)構(gòu)圖

相比于傳統(tǒng)剛性傳動外骨骼，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：①借助繩索柔性傳動，可以在下肢關(guān)節(jié)實(shí)現(xiàn)遠(yuǎn)距離動力傳輸，為跨肢體能量遷移提供了保障。②傳動盒通過夾具固定在健側(cè)下肢的大腿處，遠(yuǎn)離肢體關(guān)節(jié)，降低了外骨骼傳動裝置對于人體運(yùn)動步態(tài)的干涉，同時降低了患側(cè)下肢的負(fù)載。③外骨骼傳動裝置緊湊、輕巧，穿戴舒適、安全與便捷。

3 人體穿戴實(shí)驗(yàn)測試與評價(jià)

經(jīng)過物理測試，表明外骨骼的功能滿足要求[17]。進(jìn)行人體穿戴實(shí)驗(yàn)，通過分析肌肉活性來更全面地評價(jià)外骨骼?？紤]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)行測試分析，評估外骨骼的助力效果。

采用Delsys無線表面肌電測試設(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，電極通過電極貼固定。為了防止肌電塊在運(yùn)動過程中松動脫落，使用皮膚膜包裹肌電塊，記錄表面肌電信號。

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

圖6 人體穿戴外骨骼行走試驗(yàn)

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

圖7 不同肌肉表面肌電信號包絡(luò)線

圖8 下肢主要肌肉肌電信號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，反映了一段時間內(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。肌電積分是對肌電信號進(jìn)行整流濾波后得到的時間曲線下面積之和，反映肌電信號的強(qiáng)弱變化，是評價(jià)疲勞的重要手段。

對下肢所選肌肉進(jìn)行肌電測試，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)，它會導(dǎo)致額外的肌肉代謝做功，并在走路時消耗能量。

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，肌肉的肌電信號時域指標(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)動障礙患者的樣本數(shù)量。綜上所述，穿戴外骨骼行走時，可以降低部分主要肌肉活性。

4 結(jié) 論

本文為下肢運(yùn)動障礙患者提供一種輔助行走解決方案。利用彈性儲能可收集下肢關(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)過物理測試，結(jié)果表明外骨骼為對側(cè)腿提供輔助拉力。本文通過人體穿戴實(shí)驗(yàn)進(jìn)行功能評價(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，將會提出更加高效的人體能量收集器，更加科學(xué)規(guī)范的評價(jià)標(biāo)準(zhǔn)，為患者的健康行走，貢獻(xiàn)一份力量。