王永奉，趙國如，孔祥戰(zhàn)，鄭 凱，李光林

（1.湖北理工學(xué)院智能輸送技術(shù)與裝備湖北省重點實驗室，湖北黃石 435003；2.中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院人機智能協(xié)同系統(tǒng)重點實驗室，廣東深圳 518055；3.北京理工大學(xué)機電學(xué)院，北京 100081）

步態(tài)能量是指人體行走過程中產(chǎn)生的具有一定變化規(guī)律的機械能，其來源主要包括以下2個方面：一是重力勢能轉(zhuǎn)換為肢體動能；二是肌力做功。人體行走所需的功主要由重力和慣性力提供（約70%），而依靠肌肉收縮所產(chǎn)生的僅占30%［1］。在行走過程中，人體下肢各肌群協(xié)同工作，通過有節(jié)奏地向心/離心收縮來產(chǎn)生恰當(dāng)?shù)闹?，以保證行走活動能夠長時間且穩(wěn)定地進行。

外骨骼康復(fù)機器人是一種機器人與穿戴者相互耦合的機電系統(tǒng)（或機械裝置），它可以輔助人體承受負載，有效增強人體的負重能力，幫助穿戴者在各種復(fù)雜地形上行走。其中，無動力下肢外骨骼以步態(tài)能量為能量源，可輔助人體實現(xiàn)低代謝能耗、高自適應(yīng)且持續(xù)穩(wěn)定的行走。無動力下肢外骨骼最早可追溯到1890年申請的一項專利［2］，該專利中的裝置借助跨越髖、踝關(guān)節(jié)的彈性連桿來吸收行走過程中的機械能，從而為人體正常行走提供助力。近年來，國內(nèi)外學(xué)者對無動力下肢外骨骼進行了大量研究。例如：Steven等［3］設(shè)計了一款無動力踝關(guān)節(jié)外骨骼，它由彈簧、護套及離合轉(zhuǎn)換裝置組成，在其輔助下可降低約7%的代謝能耗。Zhang［4］提出了一種無動力被動外骨骼的設(shè)計及評估方法，該外骨骼通過彈性伸縮儲能元件來收集人體行走過程中的潛在能量（即肢體機械能），并在恰當(dāng)?shù)臅r期釋放，以輔助人體行走。Nasiri等［5］開發(fā)了一款可降低人體跑步過程中代謝能耗的無動力外骨骼，該外骨骼由固定框架、彎曲片簧、旋轉(zhuǎn)方眼彈簧鉤、尼龍帶和織物綁帶等組成，它能夠降低人體跑步過程中約8.6%的代謝能耗，但它無法輔助下肢肌肉異常的患者行走，且只有在某一固定速度下才能有效降低代謝能耗。Ronnapee等［6］設(shè)計了一款由交叉四連桿機構(gòu)、扭簧和穿戴模塊等組成的無動力膝關(guān)節(jié)外骨骼，其基于交叉四連桿機構(gòu)，在膝關(guān)節(jié)屈曲過程中通過扭簧來收集能量，并在膝關(guān)節(jié)伸展過程中釋放，降低了人體騎行過程中下肢股四頭肌的受力，但該研究僅僅驗證了所設(shè)計的外骨骼能夠減少股四頭肌做功，并未詳細計算相關(guān)肌肉的代謝能耗。Yandell等［7］設(shè)計了一款無動力踝關(guān)節(jié)外骨骼，其由小腿護套、輔助彈簧及鞋底離合裝置組成，在人體行走過程中，當(dāng)足跟著地時，輔助彈簧拉伸以儲存能量；當(dāng)足跟離地時，輔助彈簧帶動足底片狀滑塊快速向足跟方向移動，為足尖提供蹬地的力，以便人體向前運動。Justin等［8］開發(fā)了一款用于步行輔助的無動力踝關(guān)節(jié)外骨骼，其儲能元件為彈性氣動人工肌肉，且其內(nèi)部設(shè)有1個位于踝關(guān)節(jié)軸線處的離合裝置，可在全足著地至足后跟離地階段將關(guān)節(jié)機械能儲存在氣動人工肌肉中，在足尖離地時釋放儲存的能量，以實現(xiàn)助力行走。Guan等［9-10］設(shè)計了一款無動力儲能式截癱助行外骨骼，其能為身高、體重和損傷情況不同的截癱患者提供精準(zhǔn)化助行，但其儲能彈簧的剛度為固定值，須針對不同穿戴者進行儲能彈簧剛度的優(yōu)化設(shè)計。

目前，大多數(shù)無動力下肢外骨骼采用剛性彈性元件來儲存能量，且較少關(guān)注關(guān)節(jié)間能量的疊加效應(yīng)［11］、步態(tài)能量的高效利用機理、肌肉協(xié)同機制以及肌力補償路徑規(guī)劃等問題?；诖?，筆者設(shè)計了一種肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼，旨在通過適時、適量地儲存與釋放步態(tài)能量，并沿肌力補償路徑進行關(guān)節(jié)助力，以提升步態(tài)能量的利用效率，從而降低人體行走過程中的代謝能耗。

1 人體步態(tài)動力學(xué)分析

人體步態(tài)分析是指借助生物力學(xué)、運動學(xué)和動力學(xué)分析方法揭示人體行走過程中的能量轉(zhuǎn)換規(guī)律。目前，常用的動力學(xué)分析方法有動力學(xué)普遍定理、Newton-Euler法、Lagrange法、Kane法和Roberson-Wittenburg法等［12］。其中，Lagrange法是從系統(tǒng)能量角度入手，通過建立動能與勢能差值的微分方程來獲得系統(tǒng)的廣義外力和力矩。鑒于Lagrange方程中不會出現(xiàn)約束反力且其解算過程與廣義坐標(biāo)的選取無關(guān)，本文采用Lagrange法來分析人體下肢的動力學(xué)特性。將人體下肢系統(tǒng)簡化為由髖關(guān)節(jié)、大腿、膝關(guān)節(jié)、小腿、踝關(guān)節(jié)和足部構(gòu)成的剛體模型，如圖1所示。圖1中：Md、Mx和Mz分別為大腿、小腿和足部的質(zhì)量；Ld、Lx和Lz分別為大腿、小腿和足部的長度；ld、lx和lz分別為大腿、小腿和足部的質(zhì)心與髖、膝和踝關(guān)節(jié)的距離；θd為大腿與軀干延長線之間的夾角，定義為髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角；θx為小腿與大腿延長線之間的夾角，定義為膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角；θz為足部與小腿延長線之間的夾角，定義為踝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)角。定義髖、膝關(guān)節(jié)作屈曲運動時θd、θx為正，作伸展運動時θd、θx為負；踝關(guān)節(jié)背伸時θz為正，趾曲時θz為負。

圖1 人體下肢動力學(xué)模型Fig.1 Human lower limb dynamics model

由圖1所示的人體下肢動力學(xué)模型（坐標(biāo)系o-xyz的原點為髖關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動中心，其中x軸正向水平向左，y軸正向豎直向上，z軸方向由右手法則確定）可得，大腿質(zhì)心的坐標(biāo)為：

小腿質(zhì)心的坐標(biāo)為：

足部質(zhì)心的坐標(biāo)為：

分別對式（1）至式（3）求導(dǎo)，獲得大腿、小腿和足部的質(zhì)心速度，進而求得單個步態(tài)周期內(nèi)單腿系統(tǒng)的總動能T和總勢能P，分別為：

式中：JCd、JCx和JCz分別為大腿、小腿和足部的慣性力矩。

定義步態(tài)能量函數(shù)L為單腿系統(tǒng)的動能T與勢能P之差（即L=T?P），其對應(yīng)的Lagrange方程可表示為：

式中：Mj（j=d，x，z）為髖、膝和踝關(guān)節(jié)的力矩；θj、θ?j（j=d，x，z）分別為髖、膝和踝關(guān)節(jié)的廣義角度及速度。

基于式（6），可獲得單個步態(tài)周期內(nèi)人體下肢各關(guān)節(jié)所做的功Wj：

借助Vicon運動捕捉系統(tǒng)（見圖2）來分析人體行走過程中下肢關(guān)節(jié)的運動情況。首先，調(diào)整高速攝像機的視角，確保人體下肢處于高速攝像機的捕捉范圍內(nèi)，并進行坐標(biāo)標(biāo)定；然后，在Vicon運動捕捉系統(tǒng)軟件中構(gòu)建人體下肢動力學(xué)模型，并基于標(biāo)準(zhǔn)的Marker點安放規(guī)則，在被測對象的下肢上粘貼Marker光標(biāo)；最后，對Marker光標(biāo)位置進行靜、動態(tài)采集，并對采集的數(shù)據(jù)進行補點及修整，獲得人體行走過程中下肢各關(guān)節(jié)的角度。以左腿為例，單個步態(tài)周期內(nèi)各關(guān)節(jié)的角度如圖3所示。

圖2 Vicon運動捕捉系統(tǒng)Fig.2 Vicon motion capture system

圖3 單個步態(tài)周期內(nèi)下肢各關(guān)節(jié)的角度（左腿）Fig.3 Angle of each joint of lower limb in a single gait cycle（left leg）

鑒于人體下肢各關(guān)節(jié)的角度變化具有一定的周期性，以及傅里葉變換算法具有計算效率高、計算速度快和保真度高的優(yōu)點，本文采用傅里葉變換算法來擬合Vicon運動捕捉系統(tǒng)測得的關(guān)節(jié)角度。一般的傅里葉級數(shù)方程可表示為：

式中：a0、ak和bk為傅里葉系數(shù)；m為傅里葉級數(shù)，m≤，其中n為采樣個數(shù)；w為角頻率；t為時間常數(shù)。

采用矩陣形式來表示傅里葉級數(shù)方程，可表示為：

采用最小二乘法求解式（10），獲得各傅里葉系數(shù)的值，并利用殘差、殘差平方和等統(tǒng)計量來檢驗擬合方程的準(zhǔn)確性及合理性。通過計算可得到髖、膝和踝關(guān)節(jié)角度擬合方程的傅里葉系數(shù)及角頻率，如表1所示。根據(jù)髖、膝和踝關(guān)節(jié)的角度變化曲線，求得其對應(yīng)的速度和加速度，并結(jié)合表2所示的下肢運動相關(guān)參數(shù)（以身高為175 cm、體重為70 kg的人體為例）［13］，利用式（4）和式（5）計算得到單個步態(tài)周期內(nèi)下肢的步態(tài)能量，然后借助Lagrange方程求解對應(yīng)的關(guān)節(jié)力矩，最后利用式（7）計算各關(guān)節(jié)所做的功。以左腿為例，結(jié)果如圖4至圖6所示。

圖4 單個步態(tài)周期內(nèi)下肢的步態(tài)能量（左腿）Fig.4 Gait energy of lower limb in a single gait cycle(left leg)

圖5 單個步態(tài)周期內(nèi)下肢各關(guān)節(jié)的力矩（左腿）Fig.5 Torque of each joint of lower limb in a single gait cycle(left leg)

圖6 單個步態(tài)周期內(nèi)下肢各關(guān)節(jié)所做的功（左腿）Fig.6 Work of each joint of lower limb in a single gait cycle(left leg)

表1 下肢關(guān)節(jié)角度擬合方程的傅里葉系數(shù)及角頻率Table 1 Fourier coefficient and angular frequency of fitting equation of lower limb joint angle

表2 下肢運動相關(guān)參數(shù)Table 2 Related parameters of lower limb movement

2 肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼設(shè)計

2.1 步態(tài)能量的儲存與釋放機理

人體自然行走過程是一個由勢能與動能相互轉(zhuǎn)換、相關(guān)肌肉做功共同作用引起的周期性失穩(wěn)過程。人體行走時，身體在重力和慣性的作用下傾斜向下，各個肢體上的肌肉向心收縮（肌肉縮短）做正功，驅(qū)動關(guān)節(jié)運動；同時，由于肢體受到重力作用，使得一些肌肉離心收縮（肌肉伸長）做負功，減緩了身體的下落速度，避免肢體受到損傷。此外，在行走過程中，下肢肌肉做正功比做負功所消耗的代謝能量大。例如人體消耗4 J代謝能量能夠驅(qū)動肌肉做1 J正功，而消耗4 J代謝能量能夠驅(qū)動肌肉做5 J負功［12］。因此，無動力下肢外骨骼的彈性儲能元件應(yīng)遵循以下原則：肌肉做正功時釋放能量，肌肉做負功時回收能量［13］。人體行走過程中單個步態(tài)周期如圖7所示。

圖7 單個步態(tài)周期示意Fig.7 Schematic diagram of a single gait cycle

在支撐相中期起始（A）至支撐相末期起始（C）階段，人體前傾，一側(cè)腿邁出，但足跟未著地，此時踝關(guān)節(jié)處的腓腸肌、比目魚肌被拉伸，以儲存代謝能量；在支撐相末期起始（C）至擺動前期起始（E）階段，足跟離地，脛骨前肌、腓腸肌釋放代謝能量，產(chǎn)生的肌力對關(guān)節(jié)做正功（最大可達3 J/kg），以驅(qū)動人體重心向上并向前運動，如圖8所示?；诖耍稍谛⊥群髠?cè)安裝1個類肌肉的彈性儲能元件，在支撐相中期階段對踝關(guān)節(jié)運動過程中的機械能進行儲存，并在支撐相末期起始（C）至擺動前期起始（E）階段進行釋放，以協(xié)助踝關(guān)節(jié)做正功，從而輔助患者穩(wěn)定行走。

圖8 踝關(guān)節(jié)能量儲存與釋放（左腿）Fig.8 Energy storage and release of ankle joint(left leg)

同理，髖關(guān)節(jié)的運動形式類似于單擺運動。在支撐相中期結(jié)束（B）至支撐相末期結(jié)束（D）階段，人體前傾，一側(cè)腿腳掌全著地，此時髖關(guān)節(jié)的伸展角度為-30°左右，股四頭肌被拉伸，以儲存代謝能量；在支撐相末期結(jié)束（D）至擺動相中期起始（F）階段，擺動腿的足尖離地，股四頭肌向心收縮做正功以驅(qū)動髖關(guān)節(jié)屈曲，另一側(cè)腿的脛骨前肌、腓腸肌和比目魚肌等協(xié)同作用，使人體重心向前并移動，擺動腿進入下一個動作階段，如圖9所示?；诖?，可在大腿前側(cè)安裝1個類肌肉的彈性儲能元件，在支撐相末期階段對髖關(guān)節(jié)機械能進行儲存，并在支撐相末期結(jié)束（D）至擺動相中期起始（F）階段釋放，以協(xié)助髖關(guān)節(jié)做正功，從而輔助患者穩(wěn)定行走。

圖9 髖關(guān)節(jié)能量儲存與釋放（左腿）Fig.9 Energy storage and release of hip joint(left leg)

2.2 肌力協(xié)同補償策略

人體下肢大約有100塊肌肉，下肢各關(guān)節(jié)在肌肉的協(xié)同作用下實現(xiàn)正常行走。一旦某塊肌肉發(fā)生異常，就會導(dǎo)致一系列的異常步態(tài)出現(xiàn)。例如：臀中肌無力會導(dǎo)致人體出現(xiàn)“鴨步”步態(tài)，臀大肌無力會導(dǎo)致人體出現(xiàn)“仰胸凸肚”步態(tài)，股四頭肌無力會導(dǎo)致人體出現(xiàn)“拖步”步態(tài)，以及踝背伸肌無力會導(dǎo)致人體出現(xiàn)“跨域”步態(tài)等。通常情況下，患者下肢肌肉異常分為3種：1）單塊肌肉發(fā)生異常，其他肌肉仍可通過協(xié)同作用來驅(qū)動關(guān)節(jié)運動；2）多塊肌肉發(fā)生異常，其他肌肉不能或不足為關(guān)節(jié)運動提供助力；3）跨關(guān)節(jié)肌肉發(fā)生異常，即該塊肌肉涉及相鄰關(guān)節(jié)的運動。

利用實時剪切波超聲彈性成像、磁共振及表面肌電技術(shù)，結(jié)合肌肉-骨骼生物力學(xué)模型，確定肌力大小，并采用肌力貢獻度來表示肌肉參與關(guān)節(jié)運動的比重［14］。利用式（11）計算下肢關(guān)節(jié)肌肉的肌力及肌力貢獻度。以左腿為例，踝關(guān)節(jié)背伸和趾曲時以及髖關(guān)節(jié)屈曲和伸展時各相關(guān)肌肉的肌力及肌力貢獻度如圖10至圖13所示。

圖10 踝關(guān)節(jié)背伸時相關(guān)肌肉的肌力及肌力貢獻度(左腿)Fig.10 Muscle strength and muscle strength contribution of related muscles during dorsiflexion of ankle joint(left leg)

圖11 踝關(guān)節(jié)趾曲時相關(guān)肌肉的肌力及肌力貢獻度(左腿)Fig.11 Muscle strength and muscle strength contribution of related muscles during plantar flexion of ankle joint(left leg)

圖12 髖關(guān)節(jié)屈曲時相關(guān)肌肉的肌力及肌力貢獻度(左腿)Fig.12 Muscle strength and muscle strength contribution of related muscles during flexion of hip joint(left leg)

圖13 髖關(guān)節(jié)伸展時相關(guān)肌肉的肌力及肌力貢獻度(左腿)Fig.13 Muscle strength and muscle strength contribution of related muscles during extension of hip joint(left leg)

式中：ηi（i=1，2，…，N）為肌肉i的肌力貢獻度；fi為肌肉i的肌力。

肌力傳遞路徑不僅與肌肉形狀、連接方式等特性有關(guān)，還與關(guān)節(jié)的運動模式密切相關(guān)。目前，常用的肌力傳遞路徑主要有3種：包絡(luò)直線路徑、設(shè)置代起止點的折線路徑和設(shè)置障礙物的曲線路徑［15］。其中，包絡(luò)直線路徑是采用連接肌肉起止點的直線來描述肌力，不能充分反映具有曲線特征的肌肉的力傳遞狀態(tài)；設(shè)置代起止點的折線路徑考慮了肌肉的形態(tài)學(xué)特征，能夠描述纏繞于骨骼的肌肉的力傳遞路徑；設(shè)置障礙物的曲線路徑是基于肌力通過肌肉截面質(zhì)心傳遞及肌肉纏繞于規(guī)則幾何體表面等假設(shè)，缺乏對肌肉本身的運動特性和力學(xué)特性的考慮。本文通過對比健康人體運動數(shù)據(jù)，結(jié)合關(guān)節(jié)肌肉生理特性及力學(xué)性能，基于設(shè)置代起止點的折線路徑及肌力貢獻度，制定無動力下肢外骨骼彈性儲能元件的力傳遞路徑。圖14所示為下肢相關(guān)肌肉的肌力協(xié)同補償路徑。

圖14 下肢相關(guān)肌肉的肌力協(xié)同補償路徑Fig.14 Muscle strength synergistic compensation path of related muscles of lower limb

2.3 無動力下肢外骨骼結(jié)構(gòu)設(shè)計

本文采用模塊化設(shè)計理念來設(shè)計肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼的結(jié)構(gòu)。該外骨骼不僅能夠為特定關(guān)節(jié)損傷的患者提供助力，還能夠結(jié)合步態(tài)異常患者的具體情況，為多個關(guān)節(jié)提供助力，實現(xiàn)不同步態(tài)異常患者的自適應(yīng)助力行走。如圖15（a）所示，肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼主要由腰護套、離合裝置、膝護套和鞋底組成。其中，離合裝置由離合彈簧、鋼絲繩、滑塊、棘爪、齒條和彈性儲能元件組成，其工作方式類似于神經(jīng)沖動控制肌細胞激活動：肌細胞產(chǎn)生動作電位進入興奮收縮狀態(tài)（肌肉激活），進而釋放能量以產(chǎn)生肌力。在支撐相末期起始至支撐相末期結(jié)束階段，彈性儲能元件拉著齒條向下移動，滑塊在離合彈簧的作用下向下運動，推動棘爪向右移動，以限制齒條向上運動，進而儲存髖關(guān)節(jié)運動過程中的機械能；在支撐相末期結(jié)束至擺動相中期起始階段，離合彈簧回撤，使得棘爪脫離齒條的嚙合，此時彈性儲能元件收縮產(chǎn)生拉力，協(xié)同齒條一起拉動大腿進行擺動；在足部處于首次著地階段，離合彈簧拉動滑塊向下運動，棘爪與齒條嚙合，限制齒條向上運動。髖、踝關(guān)節(jié)離合裝置的作用機理一致，此處不再贅述。該無動力下肢外骨骼能夠適時且適量地儲存與釋放能量，并借助肌力協(xié)同補償路徑為各關(guān)節(jié)提供合適的助力，輔助人體實現(xiàn)正常行走。

圖15 肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼的結(jié)構(gòu)Fig.15 Structure of unpowered lower-limb exoskeleton with muscle strength synergistic compensation

肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼的核心元件為彈性儲能元件，其能夠最大程度地將肢體機械能轉(zhuǎn)化為彈性勢能或其他能量，實現(xiàn)關(guān)節(jié)助力。常用的彈性儲能元件包括普通彈簧［3-4］、扭簧［9-10］、片簧［5］、氣動肌肉［8］、記憶合金［16］和橡膠［17］等。在選擇彈性儲能元件時應(yīng)注意以下幾點：1）關(guān)節(jié)運動與彈性儲能元件最大伸長量的關(guān)系，若彈性儲能元件的行程相對較小，則只能通過增大剛度來提高輸出力；2）彈性儲能元件的外形尺寸、安裝位置對關(guān)節(jié)運動的影響，若彈性儲能元件的尺寸較大，則會導(dǎo)致穿戴者不舒適且運動不順暢，若安裝方式不合適，則會導(dǎo)致運動過程中的關(guān)節(jié)能量不能夠有效地被儲存與釋放；3）彈性儲能元件剛度與關(guān)節(jié)剛度的匹配性，由于關(guān)節(jié)剛度是可變的，而彈性儲能元件的剛度固定，若兩者不匹配，則會導(dǎo)致外骨骼的助力效果不明顯或者阻礙關(guān)節(jié)運動。

結(jié)合單個步態(tài)周期內(nèi)下肢各關(guān)節(jié)的力矩和角度，計算得到踝、髖關(guān)節(jié)的剛度，結(jié)果如圖16和圖17所示。由圖可知，當(dāng)人體下肢處于支撐相階段，比目魚肌和腓腸肌協(xié)同作用，腳尖處有一個向后的推力，使得身體重心向前并向前上方運動，此時踝關(guān)節(jié)的角度為-10°（0.174 rad），力矩為45 Nm/kg。同理，在足跟著地至全足著地階段，脛骨前肌作用，踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生短暫跖屈，使得身體前移，此時踝關(guān)節(jié)的角度為6°（0.105 rad），力矩為80 Nm/kg。對踝關(guān)節(jié)的力矩及角度數(shù)據(jù)進行線性回歸計算，得到其剛度為372.6 Nm/（kg·rad）。當(dāng)下肢處于支撐相末期結(jié)束階段，髖關(guān)節(jié)的伸展角度達到最大，為-30°（-0.523 rad），此時力矩為49 Nm/kg，大腿前側(cè)股四頭肌被拉伸至最大；當(dāng)下肢處于支撐相中期階段，腳掌全著地，髖關(guān)節(jié)相關(guān)肌肉協(xié)同作用，使得身體重心向前并移動，此時髖關(guān)節(jié)的角度為-9°（0.157 rad），力矩為-48 Nm/kg。對髖關(guān)節(jié)的力矩和角度數(shù)據(jù)進行線性回歸計算，得到其剛度為183.6 Nm/（kg·rad）。

圖16 踝關(guān)節(jié)剛度擬合結(jié)果(左腿)Fig.16 Fitting results of ankle joint stiffness(left leg)

圖17 髖關(guān)節(jié)剛度擬合結(jié)果(左腿)Fig.17 Fitting results of hip joint stiffness(left leg)

3 肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼仿真分析

人體在正常行走過程中，其代謝能耗主要包括人體基礎(chǔ)代謝的基本熱量、行走過程中的熱量以及消耗食物所需的熱量。所設(shè)計的肌力協(xié)同補償?shù)南轮珶o動力外骨骼能夠輔助步態(tài)異?；颊邔崿F(xiàn)行走功能康復(fù)，其結(jié)構(gòu)參數(shù)如表3所示。在不影響髖、踝關(guān)節(jié)運動性能的條件下，分別選擇髖關(guān)節(jié)彈性儲能元件的剛度k1=0.2，0.4，0.6和0.8 N/mm，踝關(guān)節(jié)彈性儲能元件的剛度k2=0.5，0.6，0.7和0.8 N/mm。為求取有無穿戴肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼時人體下肢關(guān)節(jié)相關(guān)肌肉在行走過程中的代謝能耗，具體步驟如下：1）借助Soldworks、ProE等三維建模軟件構(gòu)建無動力下肢外骨骼元件的三維模型，并導(dǎo)出為.STL格式，將其保存至人體肌肉骨骼系統(tǒng)軟件OpenSim中；2）借助MATLAB軟件對下肢肌肉-骨骼模型（gait2392_simbody.osm）進行編輯，并將新建外骨骼元件添加到下肢肌肉-骨骼模型中，確定其連接方式、運動原點及軸線，然后通過文件編譯窗口（scripting shell window）按照肌力協(xié)同補償路徑添加彈簧，同時設(shè)置彈簧的起始連接點、剛度以及激活時間等參數(shù)；3）利用Scripts腳本菜單運行addMetabolicProbes或利用Probes菜單添加代謝能耗探針；4）基于上文的運動學(xué)分析數(shù)據(jù)縮放下肢肌肉-骨骼模型，借助AMTI三維測力臺來獲取行走過程中足底與地面之間的反作用力，計算其關(guān)節(jié)的運動學(xué)和動力學(xué)反解，并通過靜態(tài)優(yōu)化（static optimization）、殘差縮減算法（residual reduction algorithm，RRA）和計算肌肉控制算法（computed muscle control，CMC）來優(yōu)化關(guān)節(jié)力矩、肌肉-肌腱長度和肌力等，再利用數(shù)據(jù)分析工具（analyze tool）來計算下肢相關(guān)肌肉的代謝能耗，結(jié)果如圖18所示。

表3 肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼的結(jié)構(gòu)參數(shù)Table 3 Structural parameters of unpowered lower-limb exoskeleton with muscle strength synergistic compensation

由圖18（a）至圖18（c）可知，當(dāng)未穿戴無動力下肢外骨骼時，在支撐相末期中間至支撐相末期結(jié)束階段，比目魚肌、腓腸肌和脛骨前肌消耗代謝能量做正功，用于提升人體重心以向前上方運動，此時比目魚肌、腓腸肌和脛骨前肌的代謝能耗分別約為38.0，230.0和10.0 J；而當(dāng)穿戴無動力下肢外骨骼時，比目魚肌、腓腸肌和脛骨前肌的代謝能耗分別約為26.0，150.0和6.0 J，相比未穿戴時分別降低了31.5%，34.7%和40.0%。由圖18（d）至圖18（f）可知，當(dāng)未穿戴無動力下肢外骨骼時，在支撐相末期起始至支撐相末期結(jié)束階段，人體前傾，一側(cè)腿腳掌全著地，股直肌、闊筋膜張肌和縫匠肌消耗代謝能量做正功，協(xié)助大腿作前擺動作，此時股直肌、闊筋膜張肌和縫匠肌的代謝能耗分別約為44.0，13.0和10.0 J；而當(dāng)穿戴無動力下肢外骨骼時，股直肌、闊筋膜張肌和縫匠肌的代謝能耗分別約為28.0，12.0和9.5 J，相比未穿戴時分別降低了36.3%，7.0%和5.0%。由圖18（g）可知，穿戴無動力下肢外骨骼前后人體下肢相關(guān)肌肉的總代謝能耗分別為710.0 J和600.0 J，即穿戴外骨骼后總代謝能耗降低了15.5%。

圖18 單個步態(tài)周期內(nèi)下肢相關(guān)肌肉的代謝能耗（左腿）Fig.18 Metabolic energy consumption of related muscles of lower limb in a single gait cycle(left leg)

綜上所述，當(dāng)穿戴肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼時，闊筋膜張肌和縫匠肌的代謝能耗降低不明顯；在擺動相中期至擺動相末期階段，身體重心前傾，彈性儲能元件并未對關(guān)節(jié)提供助力，此時穿戴外骨骼前后下肢相關(guān)肌肉的代謝能耗并無明顯變化。

4 結(jié)論與展望

本文提出了一款模塊化、成本低、質(zhì)量小且自適應(yīng)的肌力協(xié)同補償?shù)臒o動力下肢外骨骼，并利用實時剪切波超聲彈性成像、磁共振及表面肌電技術(shù)確定下肢關(guān)節(jié)肌肉的損傷狀況，結(jié)合設(shè)置代起止點的折線路徑及肌力貢獻度制定了肌力協(xié)同補償策略。結(jié)果表明，所設(shè)計的無動力下肢外骨骼能夠為步態(tài)異?；颊咛峁┲?。另外，基于行走過程中下肢能量（動能/勢能）的變化規(guī)律，獲得了步態(tài)能量的儲存與釋放機理，根據(jù)踝、髖關(guān)節(jié)的剛度設(shè)計了相應(yīng)的彈性儲能元件，并借助人體肌肉骨骼系統(tǒng)軟件Opensim獲得有無穿戴無動力下肢外骨骼時人體下肢相關(guān)肌肉在行走過程中的代謝能耗，為無動力下肢外骨骼的優(yōu)化設(shè)計奠定了一定的理論基礎(chǔ)。

未來要解決的問題如下：

1）彈性儲能元件在能量釋放過程中會突然回縮，易導(dǎo)致繃緊的繩帶在運動時出現(xiàn)抖動，減小了最大輸出力，影響關(guān)節(jié)助力效果。

2）在行走過程中，關(guān)節(jié)剛度具有可變性和非線性，而彈性儲能元件的剛度固定不變，這會影響步態(tài)能量的儲存與釋放效率，須設(shè)計符合人體關(guān)節(jié)運動性能的變剛度彈性儲能元件。

3）通過分析行走過程中下肢相關(guān)肌肉的肌力貢獻度，合理設(shè)計彈性儲能元件的安裝位置和離合裝置切換方式等，有效避免肌力協(xié)同補償路徑偏移，以提升外骨骼的助力效果。