許佳立 王永奉 劉更謙 陳貴亮 趙國如*

1(河北工業(yè)大學(xué)機械工程學(xué)院，天津 300130)

2(中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院，深圳 518055)

引言

由于腦卒中患者的日益增多，如何能快速有效地恢復(fù)其運動功能，已成為康復(fù)醫(yī)療工程中的熱門研究話題。有研究表明，基于肢體的運動康復(fù)療法對此類患者有明顯的康復(fù)效果，而且發(fā)病越早、步態(tài)功能受損越嚴重的患者其訓(xùn)練效果越明顯。這種療法基于神經(jīng)系統(tǒng)具有可塑性的理論，即大腦的中樞神經(jīng)具有自我修復(fù)的能力，采取持續(xù)的再學(xué)習(xí)康復(fù)訓(xùn)練，可以恢復(fù)受損的中樞神經(jīng)系統(tǒng)［1］。由于患者群體的龐大，醫(yī)患之間存在嚴重的供需矛盾，所以康復(fù)機器人技術(shù)的出現(xiàn)很好地緩解了這種矛盾。外骨骼康復(fù)機器人作為其分支，已成為熱門的研究方向之一。隨著康復(fù)設(shè)備向更加智能化的方向發(fā)展，以及生物傳感技術(shù)的發(fā)展，外骨骼康復(fù)機器人也由被動型向主動型發(fā)展，通過人體本身的生理信號(如肌電信號(EMG)、腦電信號(EEG)等)進行外骨骼運動的控制已經(jīng)成為主動控制研究的熱點。尤其是表面肌電信號(surface EMG，sEMG)以其無創(chuàng)傷測量、易提取的優(yōu)點，成為肌電控制假肢的理想選擇［2－3］。

目前，此方面的研究多以上肢控制為主。Osamu Fukuda等人利用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)［4］，識別上肢的常見動作。Bekir Karlik利用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)［5］，識別肘關(guān)節(jié)彎曲/伸展、腕內(nèi)旋/外旋等6種動作，并以此控制多功能的上肢假肢。由于下肢要承受整個身體的重量并要保持身體穩(wěn)定，而且涉及肌肉較多，因此下肢外骨骼康復(fù)機器人的控制要相對復(fù)雜。He等利用腳底壓力與肌電信號相結(jié)合的方式［6］，采集臀部及大腿的11組肌肉的肌電信號，識別平地行走、跨越障礙、上下樓梯和轉(zhuǎn)身等7種運動模式，取得了較好的結(jié)果。Samuel等提出了基于表面肌電信號的膝下假肢主動踝關(guān)節(jié)的位置控制方法［7］。

基于兩下肢步態(tài)具有對稱性的假設(shè)，但該假設(shè)至今仍然存在很大爭議。在以上這些研究中，研究對象均為一側(cè)下肢，其目的是簡化數(shù)據(jù)的采集與分析處理。一些研究者通過分析對比兩側(cè)下肢的各種動力學(xué)和運動學(xué)數(shù)據(jù)，證明了對稱性的存在。Hannah等通過時頻域分析法證明［8］，兩側(cè)髖關(guān)節(jié)在3個平面內(nèi)的運動以及膝關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)的運動具有對稱性。Hamill等在試驗者行走和奔跑時兩側(cè)下肢所受到的地面反作用力的研究中［9－10］，也沒有發(fā)現(xiàn)明顯差異。另外，有些研究者認同步態(tài)的不對稱性，并將這種不對稱性與下肢功能的劃分相聯(lián)系［11－12］。還有研究者指出，在能效方面兩側(cè)下肢具有非常好的對稱性。另一些人通過研究得到了相反的結(jié)論，特別是在表面肌電信號的研究中，有人提出兩側(cè)下肢具有不對稱性［13－15］。

不管兩側(cè)下肢步態(tài)是否對稱，都要重視兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉在活躍程度上所表現(xiàn)出來的差異性。有研究者在一些外骨骼康復(fù)機器人的主動控制上采用了閾值法［16］，若兩側(cè)肌肉活躍存在明顯差異，那么閾值的設(shè)定也不相同。另外，在康復(fù)訓(xùn)練中，兩側(cè)下肢以表面肌電信號為基礎(chǔ)的評價方式也會存在差異。筆者的目的就是通過表面肌電信號，研究下肢對應(yīng)肌肉在人體靜態(tài)穩(wěn)定(站立)和動態(tài)穩(wěn)定(行走)中表現(xiàn)出的差異性。

1 實驗方案

在本實驗中，募集了健康成年人共9名(平均年齡為26.4歲，最大33歲，最小24歲)。所有試驗者在一年內(nèi)均無下肢關(guān)節(jié)性損傷，實驗之前24 h內(nèi)也沒有進行劇烈的活動。并且，所有試驗者均為右利腿，即試驗者在踢足球時均以右腳為主。以書面的形式告知所有試驗者實驗內(nèi)容，并簽署同意協(xié)定書。

1.1 數(shù)據(jù)的采集與處理

表面肌電信號采集儀器是由美國DELSYS公司生產(chǎn)的16通道Trigno無線肌電采集系統(tǒng)，數(shù)據(jù)采樣率為2000 Hz，帶通為10～500 Hz，并有效地去除了50 Hz的工頻干擾，增益設(shè)為300。表面肌電信號數(shù)據(jù)來自兩側(cè)下肢小腿對應(yīng)肌群:左右脛骨前肌(tibialis anterior，TA)，左右內(nèi)側(cè)腓腸肌 (medial gastrocnemius，MG)，共4塊肌肉。在行走運動中，腿部有9塊主要肌肉參與［17－18］，并且作用大小不盡相同。由于是研究兩側(cè)肌肉的活躍差異性，與肌肉對某一動作的貢獻度無關(guān)，因此只采用以上肌肉的EMG數(shù)據(jù)也能說明問題。另外，無線肌電傳感器在兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉上的放置位置應(yīng)對稱，位置的選擇以及最大自主收縮(maximum voluntary contraction，MVC)的采集方法都參照文獻［19］的方式進行。采用DELSYS公司開發(fā)的EMGworks分析軟件，對表面肌電信號進行均方根(root mean square，RMS)轉(zhuǎn)換，并用肌肉各自的最大自主收縮值進行標準化處理。

1.2 實驗的建立

1)靜止站立測試。要求試驗者靜止站立于水平地面上并保持1 min，雙手自然下垂于身體兩側(cè)，雙腳分開同肩寬，記錄表面肌電信號，見圖1(a)。

2)行走測試。試驗者在跑步機上進行行走測試，見圖1(b)。測試開始后，跑步機的速度從1 km/h逐漸遞增，直至4.5 km/h(間隔0.5 km/h)。在每一個速度梯度上，當跑步機速度穩(wěn)定后，記錄兩側(cè)下肢肌肉的表面肌電信號。每次數(shù)據(jù)采集時間均為15 s，以便盡可能地降低疲勞產(chǎn)生的影響。

圖1 實驗測試。(a)靜止站立;(b)行走Fig.1 Schematic diagrams of experiments.(a)standing;(b)walking

2 結(jié)果

2.1 靜態(tài)穩(wěn)定

靜止站立時，下肢穩(wěn)定性受到很多因素的影響，如視覺輸入、體感輸入、對線和肌肉張力以及重力因素。為抵抗重力的影響，有許多肌肉都有張力活動，使得身體在垂直方向上被限制在很小的范圍內(nèi)。踝關(guān)節(jié)有3個自由度，也就意味著在3個平面(矢狀面、冠狀面、截狀面)上的運動。在人體站立時，其晃動只涉及矢狀面和冠狀面兩個平面。脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌共同作用，保證了人體在矢狀面的穩(wěn)定性。

由圖2可以看出，在靜止站立狀態(tài)中，下肢各肌肉均表現(xiàn)出低的活躍程度，而且存在明顯差異。對比兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉，前肌活躍程度右側(cè)脛骨要高于左側(cè)脛骨，而內(nèi)側(cè)腓腸肌左側(cè)活躍程度要高于右側(cè)。因此，在保持下肢穩(wěn)定時，兩側(cè)肌肉的活躍程度存在差異。右側(cè)脛骨前肌的活躍程度為左側(cè)的3.1倍，左側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌的活躍程度為右側(cè)的1.5倍。另外，在保持站立姿態(tài)時，以上肌肉會持續(xù)保持低的活躍程度，為了區(qū)分靜態(tài)和動態(tài)下的肌肉狀態(tài)，做以下定義:當各個肌肉的表面肌電信號值超過其靜態(tài)值的1.2倍時，則該肌肉處于活躍狀態(tài)，否則處于不活躍狀態(tài)。這是因為通過多次計算發(fā)現(xiàn)，采用1.2倍時，既能將靜態(tài)活躍值與動態(tài)活躍值有效區(qū)分，又能使動態(tài)活躍時間段最大化。

圖2 靜止站立時，9名試驗者兩側(cè)下肢各肌肉活躍程度總體平均值對比Fig.2 Comparison between the ensemble average values of muscle activity of the bilateral lower extremities of the nine subjects during standing straight

2.2 動態(tài)穩(wěn)定

步態(tài)的一大特點就是具有周期性。在正常行走過程中，以右腳腳跟接觸地面時為周期起始點，以右腳腳跟再次接觸地面時為周期終止點，這是現(xiàn)在研究步態(tài)時普遍采用的步態(tài)周期定義。在本研究中，研究的對象是肌肉的活躍周期，因此為了便于分析，對步態(tài)周期重新進行了以下定義:在正常行走過程中，以下肢脛骨前肌開始活躍為周期起始點，以該肌肉再次活躍為周期終止點。這種周期劃分方式與步態(tài)的對應(yīng)關(guān)系如圖3(a)所示(以右側(cè)下肢為例)。

人類的步態(tài)可大致分為擺動期和支撐期(見圖3(a))，在正常速度下，擺動期與支撐期的時間比率為40/60。當步行速度逐漸加快時，支撐期和擺動期的時間比率也隨之發(fā)生變化，擺動期變長，支撐期變短［27］。當達到走跑轉(zhuǎn)換時，雙腿支撐的時間就消失了，此時擺動期和支撐期的時間比率約為60/40。

圖3(b)和圖3(c)分別為3 km/h的速度下一名試驗者的右側(cè)和左側(cè)下肢上脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌的表面肌電信號均方根值(root mean square，RMS)曲線，兩條垂直線之間的時間為一個步態(tài)周期，垂直實線為步態(tài)周期起始線，垂直虛線為步態(tài)周期終止線。由于功能的不同，在一個周期內(nèi)各個肌肉的活躍起止點也不同。一個步態(tài)周期內(nèi)，下肢小腿要實現(xiàn)的功能有向前行進和姿勢穩(wěn)定控制。所謂姿勢控制，是指保證支撐期中下肢的剛度，以抵抗重力作用。在步態(tài)擺動期中，目標包括調(diào)整踝關(guān)節(jié)角度，以確保足廓清以及準備承受身體的重量(姿勢控制)。在支撐期中，需要完成兩個功能——姿勢控制和向前行進。

圖3 步態(tài)周期和RMS曲線(垂直實線為步態(tài)周期起始線，垂直虛線為步態(tài)周期終止線)。(a)步態(tài)周期的劃分;(b)左側(cè)下肢各個肌肉活躍肌電信號RMS曲線(速度為3 km/h);(c)右側(cè)下肢各個肌肉活躍肌電信號RMS曲線(速度為3 km/h)Fig.3 Gait cycle and RMS curves(Vertical solid lines represent the starting time of gait cycle，vertical dash lines represent the terminated time of gait cycle).(a)Division of gait cycle;(b)EMG activity from the muscles of right lower extremity of one subject converted by RMS during the speed of 3 km/h;(c)EMG activity from the muscles of left lower extremity of one subject converted by RMS during the speed of 3 km/h

脛骨前肌主要活躍在擺動期，開始于腳尖離地時(見圖3(a))。在行走速度較低時(右側(cè)＜2 km/h，左側(cè)＜3 km/h)，左右兩側(cè)的活躍表現(xiàn)為一個峰值;當速度逐漸增加時(右側(cè)＞2.5 km/h，左側(cè)＞3 km/h)，脛骨前肌活躍的雙峰模式開始出現(xiàn)，而且速度越高越明顯。當足底放平后，脛骨前肌的活躍程度回到了靜止站立時的水平(見圖4中(a)和(b))。在擺動期前期腳尖離地時，兩側(cè)內(nèi)腓腸肌都有一個小的波峰，和脛骨前肌的第一個波峰出現(xiàn)的時間相同，而且左側(cè)明顯高于右側(cè)。內(nèi)側(cè)腓骨長肌的活躍從支撐期中期的足底完全著地開始，一直持續(xù)到支撐期末期腳尖離地(見圖4中(c)和(d))。

圖4 不同速度下，在一個周期內(nèi)所有試驗者兩側(cè)脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌活躍程度的總體平均曲線以及肌肉表面肌電信號活躍程度與速度之間的關(guān)系(水平實線表示該肌肉在靜止站立時的活躍程度)。(a)右側(cè)脛骨前肌，(b)左側(cè)脛骨前肌，(c)右側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌，(d)左側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌，(e)兩側(cè)脛骨前肌，(f)兩側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌Fig.4 The ensemble average for the bilateral TA and MG of all the subjects in a gait cycle at a series of speeds and the relationships between the EMG activities of the muscles and various speeds.Horizontal solid line represents the level of activity of the muscle during static standing.(a)Right TA，(b)Left TA，(c)Right MG，(d)Left MG，(e)Bilateral TA，(f)Bilateral MG

如圖4中(e)和(f)，隨著速度的變快，肌肉的活躍程度整體都呈現(xiàn)增長趨勢，但不同肌肉的增長模式不同，對應(yīng)肌肉的增長模式也存在差異。在4 km/h時，兩側(cè)的脛骨前肌活躍程度幾乎相同，但隨后又出現(xiàn)差異。在由靜止狀態(tài)到行走狀態(tài)的轉(zhuǎn)變過程中，兩側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌的貢獻度曲線有一個交叉點。

表1為一個步態(tài)周期內(nèi)兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉活躍相關(guān)性，其中r為Pearson相關(guān)系數(shù)，P為統(tǒng)計顯著性。根據(jù)表1，兩側(cè)脛骨前肌在一個周期內(nèi)的表面肌電信號RMS曲線只在速度1 km/h(P＜0.01)和2 km/h(P＜0.05)時具有明顯的相關(guān)性。對于內(nèi)側(cè)腓腸肌，除了在3.5 km/h(P=0.126)下，兩側(cè)活躍曲線均具有較強的相關(guān)性(P＜0.01)。即便是在具有較強相關(guān)性的部分，仍不能忽略其在幅值上的明顯差異。雖然對應(yīng)肌肉活躍程度的差異與步行速度間存在顯著的負相關(guān)(見表2)，但對于內(nèi)側(cè)腓腸肌來說，兩側(cè)最小差異仍有8.41%(4 km/h時)，而且之后又有增大的趨勢。

表1 一個步態(tài)周期內(nèi)兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉活躍相關(guān)性Tab.1 The correlation between muscle activities of the bilateral lower extremities during a gait cycle

表2 兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉活躍程度差異與步行速度相關(guān)性Tab.2 The correlation between difference of muscle activity of bilateral lower extremities and walking speeds

3 討論

3.1 靜態(tài)穩(wěn)定

靜止站立是人們?nèi)粘Ｉ钪凶畛Ｒ娨彩亲钪匾淖藙葜唬恢睕]有得到研究者的關(guān)注，直到有人在研究身體姿態(tài)控制系統(tǒng)的控制原理中注意到了它的重要性［20］。在站立時，人體模型可以簡化成一個倒立擺，F(xiàn)itzpatrick等指出，踝關(guān)節(jié)的晃動會直接導(dǎo)致整個身體晃動的增加，因此人體下肢的穩(wěn)定對維持整體的穩(wěn)定起著重要作用［21］。在站立時，身體一直處在微小的晃動之中，并不是完全意義上的靜止狀態(tài)，即COP(center of pressure)的位置在不斷變化。在研究有關(guān)視覺、踝關(guān)節(jié)以及前庭等感受器的敏感度時，人們找到了能引起這些感受器的最低感覺閾值［22－23］。人體內(nèi)的前庭系統(tǒng)，特別是內(nèi)耳石部分具有檢測頭部在矢狀面和冠狀面上晃動加速度的能力。人體在靜止站立時，頭部在矢狀面和冠狀面的擺動中，都沒有達到前庭系統(tǒng)的最小感應(yīng)閾值，踝關(guān)節(jié)處的晃動也一樣小于其最小反應(yīng)閾值［24］。

在一些關(guān)于步態(tài)的研究中，研究者認為兩側(cè)下肢在功能上有明確分工，右側(cè)下肢主要提供身體向前移動時所需的連續(xù)推進力，而左側(cè)下肢則主要對身體穩(wěn)定性進行控制，并提供較小程度的向前推動力［25－26］。與動態(tài)步態(tài)相比，靜止站立不涉及向前的推動力。因此在站立時，兩側(cè)下肢只涉及對身體的穩(wěn)定性控制。從功能方面考慮，脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌共同構(gòu)成了踝關(guān)節(jié)在矢狀面內(nèi)的運動。由兩側(cè)下肢構(gòu)成的運動系統(tǒng)不能只看成是兩條支鏈的簡單疊加，而應(yīng)該看成是一個并聯(lián)系統(tǒng)。身體的穩(wěn)定性由兩側(cè)協(xié)同完成，并且以左側(cè)下肢的作用為主。

3.2 動態(tài)穩(wěn)定

為保證姿勢穩(wěn)定，在支撐期前期，脛骨前肌的離心收縮使得足部下降減速，以減緩足的跖屈。Winter通過測試步行時踝關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的能量輸出，發(fā)現(xiàn)向前動力的產(chǎn)生是由踝關(guān)節(jié)跖曲產(chǎn)生的［28］。Gottschall等的研究也驗證了這一說法［29］。因此，為保證身體向前的移動，在支撐后期，腓腸肌的向心收縮產(chǎn)生前進動力;在擺動期，要進行下肢位置的調(diào)整，保證足的廓清。這是通過髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)共同屈曲完成的。脛骨前肌的活動使踝關(guān)節(jié)背伸，以確定足廓清并準備下一步落地。在擺動期末期和支撐期早期，踝關(guān)節(jié)會產(chǎn)生一個很小的踝關(guān)節(jié)背屈力矩，在足跟著地時幫助控制跖屈，盡管踝關(guān)節(jié)運動是跖屈，踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生的仍然是背伸力矩。

在步行過程中，脛骨前肌的作用是進行足部姿勢控制，主要活躍在擺動期。內(nèi)側(cè)腓腸肌的主要功能是提供向前的推動力，以保證人體連續(xù)向前移動，主要活躍階段為支撐后期(見圖3中(a)和(b))。在擺動期前期腳尖離地時，脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌同時出現(xiàn)了一個波峰(見圖3中(b)和(c))。在擺動期，下肢肌肉的主要任務(wù)是調(diào)整踝關(guān)節(jié)角度，因此內(nèi)側(cè)腓腸肌此時的活躍與姿勢控制有關(guān)。隨著速度的逐漸加快，一個周期內(nèi)擺動期與支撐期的相對時間在發(fā)生變化，擺動期的時間在延長，支撐期的時間在變短。在圖4中可以看到，脛骨前肌的活躍時間在增加，內(nèi)側(cè)腓腸肌活躍時間在縮短。但是，由于肌肉步態(tài)中的功能沒有隨著速度改變而發(fā)生變化，所以兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉的活躍模式基本相同。盡管如此，兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉在幅值上的差異仍不可忽視。

當速度逐漸變快時，對身體穩(wěn)定的控制要求和向前的推力也在逐漸增加。如圖4中(e)和(f)，脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌的活躍程度隨著速度的增加而增大。但可以看出，兩側(cè)對應(yīng)肌肉的活躍程度存在明顯差異，隨速度的變化比率也不相同。脛骨前肌的活躍程度右側(cè)一直高于左側(cè)，雖然在4 km/h處，兩肌肉的活躍差異有所減小，但是當速度繼續(xù)增加時，兩者活躍程度的差異又出現(xiàn)了變大的趨勢(見圖4(e))。左側(cè)下肢的主要作用是姿態(tài)穩(wěn)定控制，右側(cè)下肢的主要作用是提供前進的推動力，在本文中也同樣支持這一觀點。在動態(tài)穩(wěn)定活動中，右內(nèi)側(cè)腓腸肌在向前行進中提供的推進力要大于左內(nèi)側(cè)腓腸肌，因此在靜態(tài)與動態(tài)轉(zhuǎn)變的過程中，可看到一個明顯的交叉點(見圖4(f))。

表1給出了在各個速度下運動時兩側(cè)對應(yīng)肌肉的活躍相關(guān)性。結(jié)合圖4中(e)和(f)可以看出，即使具有強相關(guān)性，其活躍程度上的差異也相當明顯。表2中的數(shù)據(jù)說明，這種差異會隨著速度的增加而逐漸減小。但是，就現(xiàn)有的研究數(shù)據(jù)來看，即使是在差異最小處，也沒有達到可以被忽略的程度。

4 結(jié)論

筆者通過對兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉功能作用、募集模式和活躍程度的對比，說明了其差異性的存在。在靜態(tài)穩(wěn)定(靜止站立)中，脛骨前肌和內(nèi)側(cè)腓腸肌共同作用，保證了人體在矢狀面的穩(wěn)定性。通過對比表面肌電信號，可以看出兩下肢對應(yīng)肌肉的活躍程度存在明顯差異。右側(cè)脛骨前肌的活躍度為左側(cè)的3.1倍，左側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌的活躍度為右側(cè)的1.5倍。由兩側(cè)下肢構(gòu)成的運動系統(tǒng)不能只看成是兩條支鏈的簡單疊加，而應(yīng)該看成是一個并聯(lián)系統(tǒng)。此時肌肉的表現(xiàn)，可以解釋為同一平面內(nèi)兩個方向的調(diào)整控制分別由不同的下肢負責。

在動態(tài)穩(wěn)定(行走)時，各個肌肉在一個步態(tài)周期內(nèi)都有各自的作用區(qū)間，雖然該作用區(qū)間會隨著速度的增加而改變，但肌肉在步態(tài)周期內(nèi)的功能不會發(fā)生變化，而且兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉的功能相同。因此，在多數(shù)情況下，兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉在步態(tài)周期內(nèi)表面肌電信號曲線具有較強的正相關(guān)性。例如，在速度4 km/h時，兩側(cè)內(nèi)側(cè)腓腸肌的活躍曲線具有較強的正相關(guān)性(r=0.938，P＜0.01)，但是仍不能忽視其在活躍程度上的差異性(dMG=8.41%)。

最終，實驗結(jié)果表明，兩下肢共同構(gòu)成了一個并聯(lián)系統(tǒng)，而非簡單的兩個串聯(lián)系統(tǒng)的疊加。因此，盡管兩側(cè)下肢對應(yīng)肌肉的功能和募集模式相同，但在各種穩(wěn)定狀態(tài)下，兩下肢在功能分工上存在差異，所以對應(yīng)肌肉在活躍程度上也表現(xiàn)出明顯的差異性。因此，在基于表面肌電信號的主動型雙側(cè)外骨骼康復(fù)機器人的控制模式研究中，不管是采用閾值法，還是采用模糊神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)識別或者其他方式，兩側(cè)下肢的控制要采用不同標準。而且，該結(jié)果對于腦卒中患者的康復(fù)評估也有參考價值。

［1］Carr JH，Shepherd RB.A motor relearning programme for stroke［D］.Oxford:Butterworth Heinemann，1987.

［2］Fleischer C.Controlling exoskeletons with EMG signals and a biomechanical body model［D］.Berlin:Berlin Information Industry University，2007.

［3］Kawamoto H，Suwoong L，Kanbe S，et al.Power assist method for HAL －3 using EMG－based feedback controller［C］ //IEEE International Conference on Systems，Man and Cybernetics.Washington，DC:IEEE，2003:1648－1653.

［4］Fukuda O，Tsuji T，Takahashi K，et al.Skill assistance for myoelectric control using an event－driven task model［C］ //IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems.Lausanne:IEEE，2002:1445－1450.

［5］Karlik B，Osman TM，Alci M.A fuzzy clustering neural network architecture for multifunction upper－limb Prosthesis［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，2003，50(11):1255－1261.

［6］He H，Kuiken TA，Lipschutz RD.A strategy for identifying locomotion modes using surface electromyography［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，2009，56(1):65 －73.

［7］Au SK，Bonato P，Herr H.An EMG－position controlled system for an active ankle－foot prosthesis:an initial experimental study［C］//Proceedings of9th International Conference on Rehabilitation Robotics.Chicago:IEEE，2005:375－379.

［8］Hannah RE，Morrison JB，Chapman AE.Kinematic symmetry of the lower limbs［J］.Arch Phys Med Rehabil，1984，65(4):155–158.

［9］Hamill J，Bates BT，Knutzen KM.Ground reaction forces symmetry during walking and running ［J］.Research Quarterly for Exercise and Sport，1984，55(3):289－293.

［10］Menard MR，McBride ME，Sanderson DJ，et al.Comparative biomechanical analysis of energy－storing prosthetic feet ［J］.Arch Phys Med Rehabil，1992，73(5):451 －458.

［11］Seeley MK，Umberger BR，Shapiro R.A test of the functional asymmetry hypothesis in walking［J］.Gait＆ Posture，2008，28(1):24－28.

［12］Sadeghi H，Allard P，Prince F，et al.Symmetry and limb dominance in able－bodied gait:a review ［J］.Gait ＆ Posture，2000，12(1):34－35.

［13］Arsenault AB，Winter DA，Marteniuk RG，et al.Bilateralism of EMG profiles in human locomotion ［J］.American Journal of Physical Medicine＆ Rehabilitation，1986，65(1):1－16.

［14］Gundersen LA，Valle DR，Barr AE，et al.Bilateral analysis of the knee and ankle during gait:an examination ofthe relationship between lateral dominance and symmetry ［J］.Physical Therapy，1989，69(8):640－650.

［15］Ounpuu S，Winter DA.Bilateral electromyographical analysis of the lowerlimbsduring walking in normaladults ［J］.Electroencephalography and Clinical Neurophysiology，1989，72(5):429－438.

［16］ZhangZ，Yao S，Zhang Y，etal. On the surface electromyography sensor network of human ankle movement［C］//IEEE International Conference on Robotics and Biomimetics.Sanya:IEEE，2007:1688－1692.

［17］Zajac FE，Neptune RR，Kautz SA.Biomechanics and musclecoordination of human walking Part I:Introduction to concepts，power transfer，dynamics and simulations［J］.Gait＆ Posture，2002，16(3):215－232.

［18］Zajac FE，Neptune RR，Kautz SA.Biomechanics and muscle coordination of human walking Part II:Lessons from dynamical simulations and clinical implications［J］.Gait＆ Posture，2003，17(1):1－17.

［19］J?nhagen S，Ericson MO，Nemeth G，et al.Amplitude and timing of electromyographic activity during sprinting ［J］.Scandinavian Journal of Medicine＆ Science In Sports，1996，6(1):15－21.

［20］Diener HC，Dichgans J，Bacher M，et al.Quanti fi cation of postural sway in normals and patients with cerebellar disease［J］.Electroencephalography and Clinical Neurophysiology，1984，57(2):134－142.

［21］Fitzpatrick R，Burke D，Gandevia SC.Task－dependent re fl ex responses and movement illusions evoked by galvanic vestibular stimulation in standing humans［J］.The Journal of Physiology，1994，478(Pt 2):363－372.

［22］Fitzpatrick R. Mccloskey DI. Proprioceptive，visualand vestibular thresholds for the perception of sway during standing in humans［J］.The Journal of Physiology，1994，478(Pt 1):173－186.

［23］Simoneau GG，Derr JA，Ulbrecht JS，et al.Diabetic sensory neuropathy effect on ankle joint movement perception ［J］.Archives of Physical Medicine and Rehabilitation，1996，77(5):453－460.

［24］Winter DA，Patla AE，Prince F，et al.Stiffness control of balance in quiet standing ［J］.Journal of Neurophysiology，1998，80(3):1211－1221.

［25］Hirokawa S.Normal gait characteristics under temporal and distance constraints ［J］.Journal of Biomedical Engineering，1989，11(6):449－456.

［26］Sadeghi H，Allard P，Duhaime M.Contributions of lower－limb muscle power in gait of people without impairments ［J］.Physical Therapy，2000，80(12):1188－1196.

［27］Hirokawa S.Normal gait characteristics under temporal and distance constraints［J］.Journal of Biomedical Engineering，1989，11(6):449－456.

［28］Winter DA.Energy generation and absorption at the ankle and knee during fast，natural and slow cadences ［J］.Clinical Orthopaedics and Related Research，1983，175:147－154.

［29］Gottschall JS，Kram R.Energy cost and muscular activity required for propulsion during walking ［J］.Journal of Applied Physiology，2003，94(5):1766－1772.