下肢生物力学失衡矫正_人体行走下肢生物力学研究

  本文关键词：人体行走下肢生物力学研究，由笔耕文化传播整理发布。

中国科学: 技术科学 2011年 第41卷 第5期: 592 ~ 601

《中国科学》杂志社

SCIENCE CHINA PRESS

tech.scichina.com

人体行走下肢生物力学研究

韩亚丽, 王兴松*

①

②

① 南京工程学院机械学院, 南京 211167; ② 东南大学机械学院, 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 采用运动图像采集系统、测力系统, 获得人体行走过程中关节标记点坐标值及脚底力的变化信息, 结合人体动力学模型, 研究了不同负重(0, 10, 20, 30 kg)及不同行走速度(0.8, 1.3, 1.7 m/s)对人体下肢运动学及动力学的影响. 在人体行走矢状面内有下述研究结果. 1) 负重对人体行走运动学的影响为: 踝关节在脚尖离地阶段的关节伸展角度随着负重增加而增加; 膝关节的运动范围随着负重增加而减小; 髋关节前屈角度随着负重的增加而增加, 相反的髋关节的伸展角度随着负重的增加而减小. 2) 速度对人体行走运动学的影响为: 踝关节运动范围随着速度增加而增加; 膝关节最大伸展角度随着速度增加而增加; 髋关节弯曲角及伸展角均随速度的增加而增加, 且髋关节运动范围也随速度的增加而增加. 3) 负重及速度对人体行走动力学的影响为: 踝关节、膝关节、髋关节力矩及功率均随负重、速度的增加而增加. 研究结果可为人体下肢助力行走外骨骼机器人的设计与研究提供参考依据.

关键词 行走步态 动力学模型 运动分析 负重行走

人体的行走运动是由多块肌肉有节律收缩, 驱动骨骼绕关节协同运动的结果, 过程复杂, 但随着现代测量技术的发展, 使得我们有可能对人类行走时下肢的运动学及动力学变化情况进行更为精确的动态数量化分析, 这项工作逐渐发展为生物力学的一个特殊分支, 并被命名为步态分析[1]. 国外对人体行走研究起步较早, 分析出人体行走运动的特征并用于指导体育训练、人体下肢康复运动评定、行走辅助装置的设计等[2~6]. 国内研究起步较晚, 且主要针对下肢正常者或病变者在零负重下的行走步态分析, 多用于康复评定[7~10]. 本文则是对行走正常者进行不同负重及行走速度条件下的下肢行走步态分析, 旨在指导人体下肢助力行走外骨骼机器人设

计: 例如, 助力外骨骼机器人并联与人体下肢外部, 应和人体下肢关节自由度相匹配, 如果对所有关节进行驱动, 不仅会消耗大量的能源, 也必将加大控制系统的复杂性, 而已有研究表明[11], 人体下肢在行走过程的不同阶段, 关节有做正功、负功之别, 若助力外骨骼机器人采用储能元件实现在负功阶段进行能量储存, 在正功阶段释放, 则达到节能的目的, 所以对人体行走步态进行研究, 可得出关节做功情况; 同时, 对人体行走进行生物力学研究, 可得出行走过程中关节力矩及关节功率, 通过这些数据适当的比例缩放用于行走助力、助残机器人设计, 可为行走助力机器人驱动器的选型及能源的选择提供重要的依据.

英文版发表信息: 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 人体行走运动研究

1.1 研究方法

我们使用江苏省人民医院康复科的Motion Analysis公司开发的步态分析系统获取人体行走运动学的原始数据. 此系统由运动图像采集系统和测力系统组成, 运动图像分析子系统由分布在四周的高速摄像机及粘贴在待测部位的发光标记点组成. 通过对标记点的捕捉、识别可获得人体步态的各个运动学参数、时间参数以及步幅等. 测力系统由布置在行走轨道上的两块测力板组成. 实验现场图如图1所示.

尽管Motion Analysis开发的步态分析系统能输出人体行走过程中的某些运动学及动力学信息, 但是并不能满足我们研究的一些特殊需要, 如输出人体行走过程中零力矩点变化信息、整个系统(实验者+背部负重)的质心轨迹等. 为此, 我们仅使用该系统获得了测试者身体关键部位的标记点坐标及测力系统的原始数据, 自行采用C#与MATLAB混合编程开发人体行走步态分析软件, 结合建立的人体运动模型, 计算出行走过程中下肢行走过程中的一些运动学及动力学信息.

1.2 人体动力学模型

由发光标记点的位置坐标, 可计算出人体行走

运动过程中的运动学结果, 如下肢各关节角度的变化θ、下肢大腿、小腿及足的加速度a, 详见文献[12]. 同时根据文献[13]提出的人体测量学方法及人体运动

图1 实验现场图

中国科学: 技术科学 2011年 第41卷 第5期

分析方法, 可获得用于步态分析的人体下肢大腿、小腿及足部的质量m、转动惯量I等参数. 结合步态实验时测力板实验结果及人体动力学模型(如图2所示), 使用牛顿第二定律可以计算出在各个步态时刻的关节力、力矩及功率.

利用牛顿定理对右足进行分析, 可得

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

FRankle+MFplate1.

进而求出右足踝关节力FRankle及关节力矩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为右足质量, aRfoot为右足行走过程

中的加速度, g为重力加速度, Fplate1为力板输出的地

面对脚底的支反力, L??Rankle

为右脚角动量随时间的变

化率, TZplate1为力板输出的地面对脚底的支反力矩,

MFRankle, MFplate1分别为由FRankle, Fplate1引起的力矩值.

右足关节功率如下所示:

PRankle

=MRankle

?θ??Rankle

, (3)

其中, θ??Rankle为踝关节角速度.

同上, 右膝关节力、关节力矩及功率如下所示:

FRknee=mRcalfaRcalf?mRcalfg?FRankle, (4)

图2 人体下肢模型

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韩亚丽等: 人体行走下肢生物力学研究

??, (5) MRknee=MFRknee?MFRankle?L2 人体行走运动的实验结果与分析 Rcalf

??PRknee=MRknee?θRknee, (6) 对五名健康的大学生进行行走试验, 测试对象

右髋关节力、关节力矩及功率如下所示: 年龄为25(±2),平均体重为(56±6.8) kg, 平均身高为 FRhip=mRthighaRthigh?mRthighg?FRknee, (7) (1.7±0.03) m. 实验分两种情况进行: 一、对测试者在

零负重状态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)进行实验. 二、对

??PRhip=MRhip?θRhip. (9) 测试者在同一速度下(约1.28 m/s, 此速度是通过对实

重复上述过程, 可计算出右腿各关节力矩及功率. 实验者在行走场地中反复实验, 得出的相对最易保持不

变的速度)不同负重状态(0, 10, 20, 30 kg)进行实验. 对验室自行开发的步态分析系统程序主界面图如图3

同一行走条件下的所有测试对象的实验结果进行平均所示, 程序再现行走过程的同时, 能实时输出相应的

计算, 并使用开发的步态分析系统软件对不同负重及运动学及动力学变化曲线. 一个完整步态周期内的

不同行走速度下的矢状面内的关节角度、关节力矩及

行走棍棒图序列如图4所示.

图3 程序界面图

图4 步态周期内的行序列棍棒图

从图中可看出在一个步态周期内, 支撑期约占61%(其间经历过程为: 脚跟着地(Heel strike)—脚放平(Foot flat)—支撑中期(Mid-stance)—脚跟离

地(Heel-off)—脚尖离地(Toe-off)), 摆动期约占39%(其间经历过程为: 脚尖离地(Toe-off)—摆动中期(Mid-swing)—再次的脚跟着地(Heel strike))

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关节功率结果进行计算, 并对输出结果进行比较分析. 实验仅对人体矢状面内的运动进行了研究.

2.1 不同速度下人体下肢关节运动

对实验者进行不同行走速度下的行走实验, 得出下肢各关节角度、力矩及功率变化分别如图5~7

图5 不同行走速度下的关节角度曲线图

(a) 踝关节角度; (b) 膝关节角度; (c) 髋关节角度

中国科学: 技术科学 2011年 第41卷 第5期

图6 不同行走速度下的关节力矩图(图中纵轴为关节力矩

相对测试者身体质量进行标准化的结果)

(a) 踝关节力矩; (b) 膝关节力矩; (c) 髋关节力矩

所示. 需要说明的是图中的数据是多次实验数据的平均值. 为了进一步的对实验结果进行比较分析, 我们给出了一些关键点的数值(平均值及偏差), 表1给出了这些关键点的注释, 表2中给出了不同行走速度

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