本文關(guān)鍵詞：人體行走下肢生物力學(xué)研究，由筆耕文化傳播整理發(fā)布。

中國科學(xué): 技術(shù)科學(xué) 2011年 第41卷 第5期: 592 ~ 601

《中國科學(xué)》雜志社

SCIENCE CHINA PRESS

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人體行走下肢生物力學(xué)研究

韓亞麗, 王興松*

①

②

① 南京工程學(xué)院機械學(xué)院, 南京 211167; ② 東南大學(xué)機械學(xué)院, 南京 211189 * E-mail: xswang@seu.edu.cn

收稿日期: 2010-03-22; 接受日期: 2011-01-18

摘要 采用運動圖像采集系統(tǒng)、測力系統(tǒng), 獲得人體行走過程中關(guān)節(jié)標記點坐標值及腳底力的變化信息, 結(jié)合人體動力學(xué)模型, 研究了不同負重(0, 10, 20, 30 kg)及不同行走速度(0.8, 1.3, 1.7 m/s)對人體下肢運動學(xué)及動力學(xué)的影響. 在人體行走矢狀面內(nèi)有下述研究結(jié)果. 1) 負重對人體行走運動學(xué)的影響為: 踝關(guān)節(jié)在腳尖離地階段的關(guān)節(jié)伸展角度隨著負重增加而增加; 膝關(guān)節(jié)的運動范圍隨著負重增加而減小; 髖關(guān)節(jié)前屈角度隨著負重的增加而增加, 相反的髖關(guān)節(jié)的伸展角度隨著負重的增加而減小. 2) 速度對人體行走運動學(xué)的影響為: 踝關(guān)節(jié)運動范圍隨著速度增加而增加; 膝關(guān)節(jié)最大伸展角度隨著速度增加而增加; 髖關(guān)節(jié)彎曲角及伸展角均隨速度的增加而增加, 且髖關(guān)節(jié)運動范圍也隨速度的增加而增加. 3) 負重及速度對人體行走動力學(xué)的影響為: 踝關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)力矩及功率均隨負重、速度的增加而增加. 研究結(jié)果可為人體下肢助力行走外骨骼機器人的設(shè)計與研究提供參考依據(jù).

關(guān)鍵詞 行走步態(tài) 動力學(xué)模型 運動分析 負重行走

人體的行走運動是由多塊肌肉有節(jié)律收縮, 驅(qū)動骨骼繞關(guān)節(jié)協(xié)同運動的結(jié)果, 過程復(fù)雜, 但隨著現(xiàn)代測量技術(shù)的發(fā)展, 使得我們有可能對人類行走時下肢的運動學(xué)及動力學(xué)變化情況進行更為精確的動態(tài)數(shù)量化分析, 這項工作逐漸發(fā)展為生物力學(xué)的一個特殊分支, 并被命名為步態(tài)分析[1]. 國外對人體行走研究起步較早, 分析出人體行走運動的特征并用于指導(dǎo)體育訓(xùn)練、人體下肢康復(fù)運動評定、行走輔助裝置的設(shè)計等[2~6]. 國內(nèi)研究起步較晚, 且主要針對下肢正常者或病變者在零負重下的行走步態(tài)分析, 多用于康復(fù)評定[7~10]. 本文則是對行走正常者進行不同負重及行走速度條件下的下肢行走步態(tài)分析, 旨在指導(dǎo)人體下肢助力行走外骨骼機器人設(shè)

計: 例如, 助力外骨骼機器人并聯(lián)與人體下肢外部, 應(yīng)和人體下肢關(guān)節(jié)自由度相匹配, 如果對所有關(guān)節(jié)進行驅(qū)動, 不僅會消耗大量的能源, 也必將加大控制系統(tǒng)的復(fù)雜性, 而已有研究表明[11], 人體下肢在行走過程的不同階段, 關(guān)節(jié)有做正功、負功之別, 若助力外骨骼機器人采用儲能元件實現(xiàn)在負功階段進行能量儲存, 在正功階段釋放, 則達到節(jié)能的目的, 所以對人體行走步態(tài)進行研究, 可得出關(guān)節(jié)做功情況; 同時, 對人體行走進行生物力學(xué)研究, 可得出行走過程中關(guān)節(jié)力矩及關(guān)節(jié)功率, 通過這些數(shù)據(jù)適當(dāng)?shù)谋壤s放用于行走助力、助殘機器人設(shè)計, 可為行走助力機器人驅(qū)動器的選型及能源的選擇提供重要的依據(jù).

英文版發(fā)表信息: Han Y L, Wang X S. The biomechanical study of lower limb during human walking. Sci China Tech Sci, 2011, 54: 983?991, doi: 10.1007/s11431-

011-4318-z

1 人體行走運動研究

1.1 研究方法

我們使用江蘇省人民醫(yī)院康復(fù)科的Motion Analysis公司開發(fā)的步態(tài)分析系統(tǒng)獲取人體行走運動學(xué)的原始數(shù)據(jù). 此系統(tǒng)由運動圖像采集系統(tǒng)和測力系統(tǒng)組成, 運動圖像分析子系統(tǒng)由分布在四周的高速攝像機及粘貼在待測部位的發(fā)光標記點組成. 通過對標記點的捕捉、識別可獲得人體步態(tài)的各個運動學(xué)參數(shù)、時間參數(shù)以及步幅等. 測力系統(tǒng)由布置在行走軌道上的兩塊測力板組成. 實驗現(xiàn)場圖如圖1所示.

盡管Motion Analysis開發(fā)的步態(tài)分析系統(tǒng)能輸出人體行走過程中的某些運動學(xué)及動力學(xué)信息, 但是并不能滿足我們研究的一些特殊需要, 如輸出人體行走過程中零力矩點變化信息、整個系統(tǒng)(實驗者+背部負重)的質(zhì)心軌跡等. 為此, 我們僅使用該系統(tǒng)獲得了測試者身體關(guān)鍵部位的標記點坐標及測力系統(tǒng)的原始數(shù)據(jù), 自行采用C#與MATLAB混合編程開發(fā)人體行走步態(tài)分析軟件, 結(jié)合建立的人體運動模型, 計算出行走過程中下肢行走過程中的一些運動學(xué)及動力學(xué)信息.

1.2 人體動力學(xué)模型

由發(fā)光標記點的位置坐標, 可計算出人體行走

運動過程中的運動學(xué)結(jié)果, 如下肢各關(guān)節(jié)角度的變化θ、下肢大腿、小腿及足的加速度a, 詳見文獻[12]. 同時根據(jù)文獻[13]提出的人體測量學(xué)方法及人體運動

圖1 實驗現(xiàn)場圖

中國科學(xué): 技術(shù)科學(xué) 2011年 第41卷 第5期

分析方法, 可獲得用于步態(tài)分析的人體下肢大腿、小腿及足部的質(zhì)量m、轉(zhuǎn)動慣量I等參數(shù). 結(jié)合步態(tài)實驗時測力板實驗結(jié)果及人體動力學(xué)模型(如圖2所示), 使用牛頓第二定律可以計算出在各個步態(tài)時刻的關(guān)節(jié)力、力矩及功率.

利用牛頓定理對右足進行分析, 可得

FRankle+mRfootg+Fplate1=mRfootaRfoot,L??Rankle=MRankle+TZplate1+M

FRankle+MFplate1.

進而求出右足踝關(guān)節(jié)力FRankle及關(guān)節(jié)力矩MRankle如(1)

和(2)式所示:

FRankle=mRfootaRfoot?mRfootg?Fplate1, (1)

MRankle=L??Rankle?TZplate1?MFRankle?MFplate1. (2)

(1), (2)式中, mRfoot為右足質(zhì)量, aRfoot為右足行走過程

中的加速度, g為重力加速度, Fplate1為力板輸出的地

面對腳底的支反力, L??Rankle

為右腳角動量隨時間的變

化率, TZplate1為力板輸出的地面對腳底的支反力矩,

MFRankle, MFplate1分別為由FRankle, Fplate1引起的力矩值.

右足關(guān)節(jié)功率如下所示:

PRankle

=MRankle

?θ??Rankle

, (3)

其中, θ??Rankle為踝關(guān)節(jié)角速度.

同上, 右膝關(guān)節(jié)力、關(guān)節(jié)力矩及功率如下所示:

FRknee=mRcalfaRcalf?mRcalfg?FRankle, (4)

圖2 人體下肢模型

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韓亞麗等: 人體行走下肢生物力學(xué)研究

??, (5) MRknee=MFRknee?MFRankle?L2 人體行走運動的實驗結(jié)果與分析 Rcalf

??PRknee=MRknee?θRknee, (6) 對五名健康的大學(xué)生進行行走試驗, 測試對象

右髖關(guān)節(jié)力、關(guān)節(jié)力矩及功率如下所示: 年齡為25(±2),平均體重為(56±6.8) kg, 平均身高為 FRhip=mRthighaRthigh?mRthighg?FRknee, (7) (1.7±0.03) m. 實驗分兩種情況進行: 一、對測試者在

零負重狀態(tài)下以不同的行走速度(快速行走1.7 m/s, ??MRhip=MFRhip?MFRknee?L Rthigh, (8)

正常行走1.3 m/s, 慢速行走0.8 m/s)進行實驗. 二、對

??PRhip=MRhip?θRhip. (9) 測試者在同一速度下(約1.28 m/s, 此速度是通過對實

重復(fù)上述過程, 可計算出右腿各關(guān)節(jié)力矩及功率. 實驗者在行走場地中反復(fù)實驗, 得出的相對最易保持不

變的速度)不同負重狀態(tài)(0, 10, 20, 30 kg)進行實驗. 對驗室自行開發(fā)的步態(tài)分析系統(tǒng)程序主界面圖如圖3

同一行走條件下的所有測試對象的實驗結(jié)果進行平均所示, 程序再現(xiàn)行走過程的同時, 能實時輸出相應(yīng)的

計算, 并使用開發(fā)的步態(tài)分析系統(tǒng)軟件對不同負重及運動學(xué)及動力學(xué)變化曲線. 一個完整步態(tài)周期內(nèi)的

不同行走速度下的矢狀面內(nèi)的關(guān)節(jié)角度、關(guān)節(jié)力矩及

行走棍棒圖序列如圖4所示.

圖3 程序界面圖

圖4 步態(tài)周期內(nèi)的行序列棍棒圖

從圖中可看出在一個步態(tài)周期內(nèi), 支撐期約占61%(其間經(jīng)歷過程為: 腳跟著地(Heel strike)—腳放平(Foot flat)—支撐中期(Mid-stance)—腳跟離

地(Heel-off)—腳尖離地(Toe-off)), 擺動期約占39%(其間經(jīng)歷過程為: 腳尖離地(Toe-off)—擺動中期(Mid-swing)—再次的腳跟著地(Heel strike))

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關(guān)節(jié)功率結(jié)果進行計算, 并對輸出結(jié)果進行比較分析. 實驗僅對人體矢狀面內(nèi)的運動進行了研究.

2.1 不同速度下人體下肢關(guān)節(jié)運動

對實驗者進行不同行走速度下的行走實驗, 得出下肢各關(guān)節(jié)角度、力矩及功率變化分別如圖5~7

圖5 不同行走速度下的關(guān)節(jié)角度曲線圖

(a) 踝關(guān)節(jié)角度; (b) 膝關(guān)節(jié)角度; (c) 髖關(guān)節(jié)角度

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圖6 不同行走速度下的關(guān)節(jié)力矩圖(圖中縱軸為關(guān)節(jié)力矩

相對測試者身體質(zhì)量進行標準化的結(jié)果)

(a) 踝關(guān)節(jié)力矩; (b) 膝關(guān)節(jié)力矩; (c) 髖關(guān)節(jié)力矩

所示. 需要說明的是圖中的數(shù)據(jù)是多次實驗數(shù)據(jù)的平均值. 為了進一步的對實驗結(jié)果進行比較分析, 我們給出了一些關(guān)鍵點的數(shù)值(平均值及偏差), 表1給出了這些關(guān)鍵點的注釋, 表2中給出了不同行走速度

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