彈簧賦能腓腸肌的下肢肌肉生物力學(xué)分析①

李世凌， 吳豪豪， 顏兵兵， 張 鑫， 帥俊峰,*

(1. 佳木斯大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院，黑龍江 佳木斯 154007; 2. 佳木斯大學(xué)第一附屬醫(yī)院，黑龍江 佳木斯 154007)

0 引 言

人口老齡化是制約社會發(fā)展和民眾高質(zhì)量生活的重要因素，其給社會和家庭都帶來了嚴(yán)重的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。為增強(qiáng)老年人的運(yùn)動能力，提高其生活自理能力，減輕社會和家庭的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)，研究人員期望通過設(shè)計研發(fā)助力外骨骼機(jī)器人以實(shí)現(xiàn)這一目標(biāo)。助力外骨骼機(jī)器人的設(shè)計研發(fā)需要獲取人體的運(yùn)動規(guī)律及相關(guān)生理學(xué)數(shù)據(jù)，其中肌肉的運(yùn)動狀態(tài)的獲取是研究的關(guān)鍵。因此，如何準(zhǔn)確的獲取人體下肢的生物力學(xué)狀態(tài)決定了助力外骨骼機(jī)器人的發(fā)展進(jìn)程。然而，由于人體生物系統(tǒng)的復(fù)雜性、外界環(huán)境的干擾以及倫理等的限制，現(xiàn)有的數(shù)據(jù)采集方式難以較好地獲取下肢肌肉受力情況[1]。

Reinbolt[2]通過對人體肌肉骨骼模型進(jìn)行運(yùn)動分析和仿真，發(fā)現(xiàn)了運(yùn)動姿勢、地面反作用力和肌肉力之間的內(nèi)在聯(lián)系，并基于此分析了如何減少患者肌肉損傷的風(fēng)險。詹曉彤[2]運(yùn)用OpenSim軟件定義并構(gòu)建人體肌肉骨骼模型，研究外界環(huán)境的擾動選擇性對人體運(yùn)動平衡的影響。孫雯雯[3]利用OpenSim軟件進(jìn)行仿真分析人體下肢運(yùn)動學(xué)和動力學(xué)計算過程，研究肌肉協(xié)同問題。

OpenSim是Stanford University開發(fā)的一個開源軟件交流學(xué)習(xí)平臺，其主要功能是利用計算機(jī)模擬人體肌肉骨骼系統(tǒng)的運(yùn)動過程，采用人體骨骼模型采用JavaScript編程語言建立，基于肌肉形態(tài)及解剖學(xué)參數(shù)建立人體肌肉模型。通過肌肉伸縮帶動關(guān)節(jié)運(yùn)動，模擬人體運(yùn)動，并輸出關(guān)節(jié)運(yùn)動狀態(tài)、肌肉活性、肌肉肌腱拉伸變化等生理參數(shù)[4]。本文基于OpenSim軟件的生物力學(xué)仿真計算分析模型，提出通過增強(qiáng)腓腸肌進(jìn)行下肢運(yùn)動仿真，在腓腸肌處設(shè)計一個雙路徑被動彈簧，期望達(dá)到賦能增強(qiáng)腓腸肌的作用，并利用肌肉計算工具(CMC)對人體下肢肌肉進(jìn)行靜態(tài)優(yōu)化分析，獲取下肢運(yùn)動狀態(tài)，為后續(xù)助力外骨骼設(shè)計提供基礎(chǔ)。

1 人體肌肉骨骼模型搭建

根據(jù)GB10000-88標(biāo)準(zhǔn)[5]，定義模型高度及重量(h=1.75m，m=75kg)，研究對象選取OpenSim軟件中的模型Gait10dof18musc，并對其身體各尺寸與質(zhì)量參數(shù)進(jìn)行修改，實(shí)際身體下肢尺寸如表1所示。該模型共有13個實(shí)體骨骼，12個主要運(yùn)動關(guān)節(jié)以及18個肌肉-肌腱單位。

表1 人體下肢尺寸與質(zhì)量

Gait10dof18musc模型包括上肢和下肢，本文研究針對下肢運(yùn)動，下肢骨骼連接方式包括球窩連接和鉸鏈連接。其中，股骨和骨盆通過球窩相連；踝關(guān)節(jié)、距下關(guān)節(jié)和跖趾關(guān)節(jié)通過鉸鏈相連。下肢各關(guān)節(jié)面角度會隨著運(yùn)動而變化，但主要是矢狀面關(guān)節(jié)角度變化對人體運(yùn)動過程研究影響較大，水平面和冠狀面內(nèi)的關(guān)節(jié)角度變化影響可以忽略。因此在下肢運(yùn)動分析過程中只考慮運(yùn)動在矢狀面的變化，忽略冠狀面和水平面的影響[6]。肌肉骨骼模型如圖1所示。

2 人體肌肉骨骼模型與雙路徑彈簧耦合

類似于肌肉的定義方法，采用幾何路徑(沿著股骨和腳末端之間的路徑)創(chuàng)建一個被動雙路徑彈簧，其中彈簧靜態(tài)長度為0.4m、剛度為10000N/m和耗散因數(shù)為0.01，用以增強(qiáng)腓腸肌肌肉，參數(shù)設(shè)置如圖2所示。

3 行走過程中下肢肌肉生物力學(xué)分析

3.1 肌肉力計算工具CMC原理

模擬期間在指定的時間間隔下，CMC工具計算肌肉激發(fā)水平，將動態(tài)肌肉骨骼模型的廣度坐標(biāo)(例如關(guān)節(jié)角度)推向所需的運(yùn)動軌跡。CMC通過使用比例衍生(PD)控制和靜態(tài)優(yōu)化的組合來達(dá)到此水平[7]。肌肉控制計算過程如圖3所示。

CMC算法首先需要計算獲取一組模型加速度，其將模型坐標(biāo)朝向?qū)嶒?yàn)衍生的坐標(biāo)移動，利用PD控制法計算所需的加速度；其次是計算獲取肌肉執(zhí)行器控制所需的加速度。大多數(shù)時候，執(zhí)行器驅(qū)動通過由肌肉激發(fā)實(shí)現(xiàn)。任何類型的執(zhí)行器都可以與CMC一起使用。靜態(tài)優(yōu)化用于將負(fù)載分布在協(xié)同執(zhí)行器上，被稱為"靜態(tài)"優(yōu)化，因?yàn)樾阅軜?biāo)準(zhǔn)(即成本指數(shù))僅限于在模擬過程中隨時可以計算的數(shù)量。最后進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)的正向動態(tài)仿真并重復(fù)上述步驟。CMC完成執(zhí)行后，需要將計算出的肌肉激發(fā)模式與原型或測量的肌電圖測量值進(jìn)行比較，驗(yàn)證模擬結(jié)果的正確性。

3.2 賦能前后肌肉力變化

人體站立、行走和慢跑等保持身體平衡的運(yùn)動是依靠小腿部分的腓腸肌、比目魚肌和脛骨前肌之間的相互調(diào)節(jié)作用來實(shí)現(xiàn)[8]。因此，通過增強(qiáng)腓腸肌，對比增強(qiáng)前后小腿部分肌肉力及肌肉代謝的變化，用以描述助力效果。

從圖4可以看出，通過賦能彈簧增強(qiáng)腓腸肌，可以有效降低腓腸肌的肌肉力，從而減少腓腸肌的代謝消耗。比目魚肌的肌肉力略有降低，脛骨前肌的肌肉力明顯上升。結(jié)合人體步態(tài)分析及肌肉力變化可以推斷，支撐期內(nèi)脛骨前肌肌肉力上升，彈簧儲能；進(jìn)入擺動期后腓腸肌作用，彈簧釋放彈力，腓腸肌和比目魚肌的肌肉力有所下降。

3.3 賦能前后肌肉代謝變化

肌肉整體代謝量過程變化如圖5(a)所示，可以看出，通過彈簧增強(qiáng)腓腸肌，在支撐初期內(nèi)總體代謝有所下降，后續(xù)時刻肌肉代謝均處于上升階段，由此表明單獨(dú)增強(qiáng)腓腸肌在一定階段可以達(dá)到助力效果，但由于下肢肌肉之間的相互作用，通過彈簧給腓腸肌賦能可能會引起相關(guān)肌肉的消耗上升，從而導(dǎo)致下肢整體代謝上升，如圖5(b)所示。

4 結(jié) 論

通過彈簧增強(qiáng)肌肉提供助力是切實(shí)可行的，但考慮到運(yùn)動過程中肌肉間的相互作用的影響，可能會導(dǎo)致整體代謝消耗上升的問題，因此，借助彈簧助力外骨骼機(jī)器人設(shè)計時需采用離合器控制，在適當(dāng)時刻利用離合器將彈簧與人體相離合，實(shí)現(xiàn)能量的儲存與釋放；而離合的控制則可以根據(jù)不同行走階段對肌肉助力的需求設(shè)定，并依據(jù)上述肌肉仿真結(jié)果實(shí)現(xiàn)離合狀態(tài)的切換。