蘇明亮，王新安，覃元元，何 想

(北京大學(xué)深圳研究生院，廣東 深圳 518055)

0 引 言

隨著全球人口老齡化趨勢(shì)的加劇，老年人的市場(chǎng)需求越來(lái)越受到關(guān)注。由于生理機(jī)能逐年下降，下肢力量愈發(fā)不足，不少老年人存在站立困難的問(wèn)題[1]。另外，脊髓損傷患者、膝關(guān)節(jié)乏力病人、下肢殘疾人等，也面臨同樣困境。為了解決老年人和患者站立困難的問(wèn)題，國(guó)內(nèi)外眾多專(zhuān)家學(xué)者進(jìn)行了大量研究，提供了一些性能可靠的輔助站立方案，幫助老年人和患者自行站立，同時(shí)鍛煉和調(diào)節(jié)他們的下肢肌肉，改善他們的生活自理能力。

隨著計(jì)算機(jī)科技和嵌入式技術(shù)的高速發(fā)展，輔助站立系統(tǒng)也逐漸向高科技化、高性能化、高可靠性發(fā)展。美國(guó)公司Endorphin推出的一款輔助站立座椅[2]，通過(guò)使用閉環(huán)式調(diào)節(jié)系統(tǒng)，協(xié)助使用者進(jìn)行站立訓(xùn)練，能夠鍛煉他們的下肢力量，改善心肺適應(yīng)性。意大利一家公司設(shè)計(jì)了一款名為StruzzoPlus[2]的站立裝置，既可調(diào)節(jié)座椅的高度，又可通過(guò)兩側(cè)扶手和腿部靠墊提供支撐力，幫助使用者完成站立動(dòng)作。相比國(guó)外，國(guó)內(nèi)的站立研究仍處于實(shí)驗(yàn)探索階段；哈爾濱工業(yè)大學(xué)提出的起立康復(fù)機(jī)器人[3]和平面連桿輔助起立系統(tǒng)[4]，采用兩種不同的裝置結(jié)構(gòu)進(jìn)行實(shí)現(xiàn)，幫助使用者完成康復(fù)訓(xùn)練，具有較高的研究?jī)r(jià)值和醫(yī)學(xué)價(jià)值。但由于高昂的研究成本和用于康復(fù)治療的目的，輔助站立設(shè)備在國(guó)內(nèi)普通家庭難以得到大規(guī)模的推廣與應(yīng)用。

文中通過(guò)建立人體數(shù)學(xué)模型模擬正常站立動(dòng)作，進(jìn)行運(yùn)動(dòng)學(xué)研究和分析；提出一種兩自由度的輔助裝置結(jié)構(gòu)，并且結(jié)合座椅壓力和足底壓力實(shí)現(xiàn)符合人體站立過(guò)程的輔助裝置控制系統(tǒng)。為適應(yīng)使用者不同的體重和實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定安全的驅(qū)動(dòng)效果，選擇光電式編碼器TRD-NA1024NW、霍爾傳感器3144[5]實(shí)現(xiàn)閉環(huán)系統(tǒng)，加入緊急按鈕裝置和防漏電模塊、電機(jī)減震設(shè)計(jì)等，提高系統(tǒng)的安全性與可靠性；并且通過(guò)足底壓力對(duì)比實(shí)驗(yàn)，檢驗(yàn)輔助站立系統(tǒng)對(duì)人體實(shí)際站立過(guò)程中起到的作用。

1 站立過(guò)程運(yùn)動(dòng)學(xué)分析

人身上有六百多種肌肉、兩百多個(gè)大小關(guān)節(jié)，即便完成一個(gè)簡(jiǎn)單的動(dòng)作，也需要依靠多種肌肉、關(guān)節(jié)、神經(jīng)進(jìn)行配合。人體站立過(guò)程中，大腿的所有肌群、小腿的所有肌群，以及背肌、腹肌等都會(huì)發(fā)揮作用；肌肉克服身體重力、地面摩擦力，完成人體向上、向前的動(dòng)作[6-7]。

每個(gè)人站立的動(dòng)作不盡相同，但是都有一定的規(guī)律。站立過(guò)程中主要依靠大腿、小腿的肌群，以及3個(gè)自由度的運(yùn)動(dòng)，即髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)的旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)[8]。觀察、分析、試驗(yàn)，尋找人體站立的特征點(diǎn)，進(jìn)行運(yùn)動(dòng)學(xué)分析；然后在這個(gè)基礎(chǔ)上，設(shè)計(jì)輔助站立系統(tǒng)提供合適的動(dòng)力和速度。

1.1 人體站立過(guò)程分析

經(jīng)研究，人體站立運(yùn)動(dòng)過(guò)程通常分為三個(gè)階段。第一階段：身體向前傾斜，雙腳向后撐地，臀部和腳部同時(shí)用力，產(chǎn)生站起過(guò)程所需的動(dòng)力，此時(shí)人體重心保持不變，屬于人體站立的準(zhǔn)備階段；第二階段：臀部離開(kāi)座位，腳部持續(xù)用力，人體向前向上同時(shí)運(yùn)動(dòng)，此時(shí)重心向前上方移動(dòng)；第三階段：身體依靠慣性繼續(xù)運(yùn)動(dòng)，基本只向上運(yùn)動(dòng)，直到人體完全站立，此時(shí)重心達(dá)到最高點(diǎn)[9-10]。

人體站立在前兩個(gè)階段需要用到的力氣最大，也是輔助站立系統(tǒng)最需要提供動(dòng)力的時(shí)間點(diǎn)。人體坐下運(yùn)動(dòng)過(guò)程與站立運(yùn)動(dòng)過(guò)程比較類(lèi)似，可以根據(jù)人體站立運(yùn)動(dòng)過(guò)程進(jìn)行逆向分析。

1.2 數(shù)學(xué)模型簡(jiǎn)化

人身上有六百多種肌肉、兩百多個(gè)大小關(guān)節(jié)，如果對(duì)人體站立的所有自由度都進(jìn)行分析，分析過(guò)程會(huì)過(guò)于復(fù)雜，也難以得到想要的結(jié)果。因此，結(jié)合數(shù)據(jù)建模的思想，需要對(duì)人體模型進(jìn)行簡(jiǎn)化。以人體測(cè)量學(xué)中的正中矢狀平面作為標(biāo)準(zhǔn)面，并且以地面為固定參考坐標(biāo)系XOY，建立人體站立數(shù)學(xué)模型[11-12]。人體站立模型主要包括髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)、上身、大腿、小腿、腳；其中包含的髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)3個(gè)自由度，完成人體下肢運(yùn)動(dòng)。

1.3 人體站立運(yùn)動(dòng)學(xué)分析

建立的人體數(shù)學(xué)模型包含髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)、上身、大腿、小腿、腳。假設(shè)髖關(guān)節(jié)的坐標(biāo)為(xk,yk)，膝關(guān)節(jié)的坐標(biāo)為(xq,yq)，踝關(guān)節(jié)的坐標(biāo)為(xl,yl)，臀部的坐標(biāo)為(xt,yt)，小腿、大腿、上身與水平面間的夾角分別為θ1、θ2、θ3，小腿的長(zhǎng)度為l1，大腿的長(zhǎng)度為l2，上身的長(zhǎng)度為l3。選定踝關(guān)節(jié)為原點(diǎn)，即(xl,yl)設(shè)為(0,0)。

下面分別計(jì)算膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)的質(zhì)心位置以及臀部的運(yùn)動(dòng)情況。

由數(shù)學(xué)關(guān)系和踝關(guān)節(jié)設(shè)定的條件，可得膝關(guān)節(jié)的坐標(biāo)(xq,yq)[13]：

(1)

同理，髖關(guān)節(jié)的坐標(biāo)(xk,yk)為：

(2)

結(jié)合上述兩式，化簡(jiǎn)可得人站立過(guò)程中髖關(guān)節(jié)的坐標(biāo)：

(3)

由l1，l2的變換矩陣，以及膝關(guān)節(jié)的坐標(biāo)和髖關(guān)節(jié)的坐標(biāo)，可得臀部的齊次變換矩陣,并進(jìn)一步得到其位置和角度[13]：

(4)

(5)

(6)

對(duì)上式求導(dǎo)，可得臀部的速度為：

(7)

再對(duì)速度公式求導(dǎo)，可得臀部的加速度為：

(8)

2 輔助站立系統(tǒng)分析與結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

2.1 站立過(guò)程測(cè)量實(shí)驗(yàn)

根據(jù)上述的位移、角度、速度、加速度公式，進(jìn)一步通過(guò)實(shí)驗(yàn)測(cè)量人體站立過(guò)程中臀部(或髖關(guān)節(jié))的運(yùn)動(dòng)情況。選擇16名身高(1.60～1.75 m)、體重(50～75 kg)有區(qū)別的正常人作為實(shí)驗(yàn)者，在規(guī)定的時(shí)間(通過(guò)50次站立測(cè)量，采用頻次最大的2 s)內(nèi)進(jìn)行站立運(yùn)動(dòng)；通過(guò)單反相機(jī)以0.1 s的時(shí)間間隔獲取實(shí)驗(yàn)者髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡數(shù)據(jù)。

實(shí)驗(yàn)要求：實(shí)驗(yàn)者上身挺直，雙目平視，雙手合十放在胸前，雙腳自然放平，臀部自然坐在座椅的正中央處(以座椅質(zhì)心在地面的映射點(diǎn)為坐標(biāo)原點(diǎn))。腳底和座椅上放置壓力測(cè)試裝置；腰部掛靠并固定在臀部位置的角度測(cè)量裝置。實(shí)驗(yàn)者在規(guī)定時(shí)間2 s內(nèi)，完成從坐姿到站立的自然動(dòng)作。為了保證實(shí)驗(yàn)的準(zhǔn)確性，在實(shí)驗(yàn)前讓實(shí)驗(yàn)者參與三次訓(xùn)練，然后實(shí)驗(yàn)記錄五組數(shù)據(jù)，并選擇誤差最小的一組作為實(shí)驗(yàn)最終輸出[9]。

此處選擇5名身高體重有差異的實(shí)驗(yàn)者(P1：身高1.68 m，體重65 kg；P2:身高1.72 m，體重72 kg；P3:身高1.65 m，體重70 kg；P4:身高1.75 m，體重75 kg；P5:身高1.70 m，體重74 kg)的測(cè)試數(shù)據(jù)進(jìn)行分析。

根據(jù)髖關(guān)節(jié)在規(guī)定時(shí)間范圍內(nèi)水平方向和豎直方向上的運(yùn)動(dòng)位移數(shù)據(jù)，分別繪制出相應(yīng)的位移曲線。人體站立過(guò)程中髖關(guān)節(jié)的水平方向運(yùn)動(dòng)X-Time曲線(單位：m)如圖1所示，髖關(guān)節(jié)的豎直方向運(yùn)動(dòng)Y-Time曲線(單位：m)如圖2所示。

圖1 髖關(guān)節(jié)水平方向位移曲線

通過(guò)固定的角度測(cè)量裝置獲取實(shí)驗(yàn)者在站立過(guò)程中不同時(shí)間點(diǎn)臀部的角度，其變化曲線如圖3所示。

圖2 髖關(guān)節(jié)豎直方向位移曲線

圖3 臀部角度變化曲線

從圖1和圖2的運(yùn)動(dòng)軌跡可以看出，實(shí)驗(yàn)者的站立過(guò)程大致可以分為三段：在0.0～0.85 s內(nèi)，髖關(guān)節(jié)水平和豎直方向都作緩慢運(yùn)動(dòng)，水平運(yùn)動(dòng)斜率0.037±0.002 m/s，豎直運(yùn)動(dòng)斜率0.100±0.020 m/s；在0.85～1.5 s內(nèi)，髖關(guān)節(jié)水平和豎直方向都作較快勻速運(yùn)動(dòng)，水平運(yùn)動(dòng)斜率0.172±0.015 m/s，豎直運(yùn)動(dòng)斜率0.314±0.035 m/s；在1.5～2.0 s內(nèi)，髖關(guān)節(jié)水平方向繼續(xù)保持較快運(yùn)動(dòng)，豎直方向又恢復(fù)到緩慢運(yùn)動(dòng)的過(guò)程，水平運(yùn)動(dòng)斜率0.330±0.035 m/s，豎直運(yùn)動(dòng)斜率0.040±0.010 m/s。

比較圖1內(nèi)的位移曲線，曲線④為身高偏高(1.75 m)的實(shí)驗(yàn)者，曲線③為身高偏低(1.65 m)的實(shí)驗(yàn)者，曲線④的初始值和結(jié)束值與曲線③接近，而且變化趨勢(shì)類(lèi)似；比較圖2內(nèi)曲線④和曲線③的變化，二者的初始值和結(jié)束值有明顯區(qū)別，曲線③處于最低處，曲線④處于最高處，二者變化趨勢(shì)類(lèi)似。因此，輔助裝置需要座椅起始和結(jié)束高度自適應(yīng)，提供豎直方向不同的助力，適配不同身高的使用者進(jìn)行使用。

比較圖1內(nèi)的位移曲線，曲線④為體重偏重(75 kg)的實(shí)驗(yàn)者，曲線①為體重偏輕(65 kg)的實(shí)驗(yàn)者，曲線④和曲線①的斜率無(wú)明顯區(qū)別；比較圖2內(nèi)曲線④和曲線①的變化，曲線①的斜率要略微高于曲線④，二者變化趨勢(shì)類(lèi)似，曲線①更加平滑。因此，輔助裝置需要適配體重偏大的使用者，避免影響系統(tǒng)的供力裝置、運(yùn)行速度；可考慮采用閉環(huán)系統(tǒng)，進(jìn)行反饋調(diào)節(jié)，解決個(gè)體體重差異帶來(lái)的問(wèn)題。

比較臀部角度變化曲線，如圖3所示，在站立過(guò)程中，臀部角度逐漸變大(變化范圍20°～-80°)。臀部角度變化體現(xiàn)在，站立過(guò)程中，身體前傾，臀部角度變大，力矩減小，減少對(duì)肌肉的壓力，更易于站立。因此，輔助裝置需要提供臀部座椅的傾斜助力，以及背部、小腿的輔助支撐力，輔助臀部完成較大角度的變化。

2.2 輔助裝置的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

結(jié)合實(shí)驗(yàn)分析可知，輔助站立裝置需要提供給使用者水平向前和豎直向上的助力、臀部?jī)A斜助力，以及給背部、臀部提供支撐力。輔助站立裝置的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)有多種方式，如圖4(a)所示。一款起立康復(fù)機(jī)器人裝置結(jié)構(gòu)[3]中，共有三個(gè)滑塊提供助力?；瑝K1提供豎直向上的動(dòng)力，滑塊2提供水平向前的動(dòng)力，滑塊3與彈簧結(jié)合使用起到減震的作用。起立康復(fù)機(jī)器人裝置結(jié)構(gòu)明晰易懂，但是需要充分協(xié)調(diào)滑塊1和滑塊2的速度和助力大小，滿足站立過(guò)程中向前上方的運(yùn)動(dòng)曲線。如圖4(b)所示，基于平面連桿的輔助站立系統(tǒng)[4]通過(guò)三個(gè)連桿提供助力。連桿AB提供動(dòng)力并且調(diào)節(jié)角度變化，帶動(dòng)其余兩個(gè)連桿進(jìn)行運(yùn)動(dòng)，在運(yùn)行過(guò)程中始終保持兩個(gè)桿件平行，確保座椅始終處于水平。該結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)較為巧妙，但是升降的高度受限，需要較大的力矩完成。

圖4 輔助裝置的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

結(jié)合站立過(guò)程測(cè)量實(shí)驗(yàn)，可以知道人體站立過(guò)程中水平方向上的運(yùn)動(dòng)位移x的變化、豎直方向上的運(yùn)動(dòng)位移y的變化以及臀部的角度θt的變化；如圖4(c)所示，提出一種兩自由度輔助裝置的動(dòng)力學(xué)模型，由于在站立過(guò)程中人與座椅、地面之間存在摩擦力，需要增強(qiáng)座椅和地面的粗糙程度，防止站立過(guò)程中打滑；推桿1用來(lái)提供人站立過(guò)程向上的推力，推桿2由推桿1帶動(dòng)旋轉(zhuǎn)的同時(shí)，自身產(chǎn)生斜向上的推力；二者始終保持座椅的平面與水平面的夾角符合人體站立過(guò)程中臀部的角度變化。另外，座椅間加入彈簧起到協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)的作用，讓人體在站立過(guò)程中起到更大的緩沖空間。

假設(shè)推桿1高度為h1，推桿2高度為h2，座椅的平面與水平面的夾角為θ，座椅長(zhǎng)度為a，在不考慮摩擦力和彈性緩沖的情況下，可得這三者之間的關(guān)系為：

(9)

由此可見(jiàn)，通過(guò)控制推桿1和推桿2的速度，能夠控制座椅的升降度，并結(jié)合實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)模擬人體正常站立時(shí)臀部的運(yùn)動(dòng)規(guī)律，調(diào)整座椅的傾斜度與腳墊的摩擦程度，滿足人體工程學(xué)，達(dá)到輔助站立的目的。

3 輔助站立系統(tǒng)的設(shè)計(jì)

3.1 系統(tǒng)整體架構(gòu)設(shè)計(jì)

根據(jù)圖4(c)的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)以及系統(tǒng)功能，文中設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)的輔助人體站立系統(tǒng)主要包括控制單元、傳感單元、電機(jī)控制單元、交互單元以及供電單元。其中，控制單元中選擇主流的、資源較為豐富的STM32F103作為主控芯片，重點(diǎn)完成傳感輸入反饋與機(jī)電的閉環(huán)控制策略；傳感單元包括足底壓力、座椅壓力、陀螺儀等傳感模塊，采集數(shù)據(jù)進(jìn)行監(jiān)控，協(xié)調(diào)主控芯片進(jìn)行機(jī)電控制；電機(jī)控制單元主要包括電動(dòng)推桿、光電式編碼器、霍爾傳感器等，主要實(shí)現(xiàn)閉環(huán)控制的效果；交互單元主要包括輸入單元、按鍵控制單元，提高系統(tǒng)的交互友好性；而供電單元主要包括電源管理模塊、防漏電裝置，提高系統(tǒng)的安全性。系統(tǒng)整體架構(gòu)如圖5所示。

3.2 傳感單元和交互單元

傳感單元包括足底壓力、座椅壓力、陀螺儀等傳感模塊。足底壓力模塊可以通過(guò)判斷腳底壓力是否劇增，確定使用者是否需要站立，從而啟動(dòng)輔助站立系統(tǒng)；座椅壓力模塊可以通過(guò)判斷臀底壓力是否低于原來(lái)坐下的臀底壓力的5%，確定使用者是否已經(jīng)完成站立。此外，可以通過(guò)綜合足底壓力和座椅壓力的情況，調(diào)整電機(jī)輸出的轉(zhuǎn)矩。陀螺儀模塊主要用于測(cè)量推桿電機(jī)在運(yùn)行過(guò)程中的角速度，通過(guò)檢測(cè)電機(jī)過(guò)速或過(guò)緩造成的角速度偏移預(yù)設(shè)值的情況，采取緊急應(yīng)對(duì)措施。此外，通過(guò)陀螺儀計(jì)算座椅的角度值也是驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)啟動(dòng)與停止的重要標(biāo)志。

交互單元主要包括輸入單元、按鍵控制單元。輸入單元可以輸入使用者的身高，控制系統(tǒng)會(huì)相應(yīng)地調(diào)整電機(jī)運(yùn)行參數(shù)；按鍵控制單元包括系統(tǒng)緊急制動(dòng)按鈕，以及電機(jī)手動(dòng)控制按鈕，為使用者提供可選的控制方案。

圖5 系統(tǒng)整體架構(gòu)

3.3 電機(jī)控制單元

文中采用的電機(jī)控制單元，以STM32F103作為主控芯片，結(jié)合光電式編碼TRD-NA1024NW、霍爾傳感器3144[5]進(jìn)行閉環(huán)反饋調(diào)節(jié)，實(shí)現(xiàn)PID控制。根據(jù)使用者的體重和自身作用力大小施加作用力，有效控制電機(jī)的轉(zhuǎn)速，模擬人體正常的起身站立過(guò)程。

主控制芯片STM32F103預(yù)設(shè)座椅的支承力大小和左右兩側(cè)推桿電機(jī)初始速度大小，將控制指令發(fā)給驅(qū)動(dòng)器；驅(qū)動(dòng)器輸出相應(yīng)大小的電流來(lái)控制推桿電機(jī)輸出相應(yīng)的轉(zhuǎn)矩，同時(shí)電機(jī)的實(shí)際工作電流反饋給霍爾傳感器、轉(zhuǎn)速反饋給編碼器。主控芯片根據(jù)反饋的實(shí)際電流值、轉(zhuǎn)速值與預(yù)設(shè)值進(jìn)行比較，對(duì)輸出電流實(shí)時(shí)調(diào)整從而維持輸出轉(zhuǎn)矩的穩(wěn)定。當(dāng)驅(qū)動(dòng)器或電機(jī)出現(xiàn)異常情況時(shí)，故障信號(hào)輸出給控制器，控制器進(jìn)行緊急制動(dòng)。

3.4 系統(tǒng)驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)

通過(guò)理論分析和模型建立可知，人體在站立過(guò)程中，身體的重量通過(guò)髖關(guān)節(jié)、大腿骨骼、小腿骨骼傳至踝關(guān)節(jié)，最后通過(guò)足底傳至地面。兩只腳的足底壓力相應(yīng)表征了各關(guān)節(jié)、骨骼以及肌肉的承力大小[14-15]。通過(guò)對(duì)比實(shí)驗(yàn)，驗(yàn)證輔助裝置在人站立過(guò)程中對(duì)下肢關(guān)節(jié)、肌肉減輕的作用。

選擇一名身高1.72 m、體重68 kg的正常人作為實(shí)驗(yàn)參與者，在使用輔助裝置和不使用輔助裝置兩種情況下限定時(shí)間正常站立(不借助扶手)，分別進(jìn)行五次測(cè)試；測(cè)試過(guò)程中，壓力測(cè)試裝置對(duì)實(shí)驗(yàn)者的足底壓力實(shí)時(shí)變化進(jìn)行采集。去除誤差較大的測(cè)試數(shù)據(jù)，篩選站立時(shí)間接近的兩組對(duì)照數(shù)據(jù)進(jìn)行比較。實(shí)驗(yàn)者在不用和使用輔助裝置的足底壓力變化情況如圖6所示。

圖6 足底壓力曲線

通過(guò)不用輔助裝置的曲線可知，人體站立過(guò)程中，當(dāng)臀部接觸座椅過(guò)程中，足底壓力逐漸上升；當(dāng)臀部離開(kāi)座椅瞬間，足底壓力急劇上升，超過(guò)人體正常體重值；當(dāng)身體繼續(xù)向上伸直到完全站立的過(guò)程中，足底壓力在體重值附近波動(dòng)。

通過(guò)對(duì)比兩條曲線可以發(fā)現(xiàn)，在使用輔助裝置站立時(shí)，花費(fèi)的時(shí)間與正常站立接近，足底壓力趨勢(shì)也有類(lèi)似：壓力值先快速增加，然后緩慢增加。相比不用輔助裝置的壓力曲線，使用輔助裝置的壓力曲線前期沒(méi)有急劇增長(zhǎng)的過(guò)程，而是基本處于緩慢增長(zhǎng)，后期趨于平穩(wěn)，接近人體正常體重。說(shuō)明足底承受壓力在整個(gè)過(guò)程變小，尤其在站立的瞬間，原本需要的沖力給足底帶來(lái)壓力以及關(guān)節(jié)的承受力得到較大的緩解。輔助站立裝置在人體站立過(guò)程中起到減輕下肢負(fù)擔(dān)的作用，降低正常站立時(shí)起身瞬間帶來(lái)的沖擊力，較好地保護(hù)了下肢關(guān)節(jié)和腳部的支撐。

4 結(jié)束語(yǔ)

基于人機(jī)工程學(xué)原理建立人體數(shù)學(xué)模型，簡(jiǎn)化模型模擬人體正常站立運(yùn)動(dòng)，進(jìn)行運(yùn)動(dòng)學(xué)分析和人體站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)。根據(jù)數(shù)據(jù)建模和實(shí)驗(yàn)結(jié)果，設(shè)計(jì)一款兩自由度的輔助站立控制系統(tǒng)。通過(guò)足底壓力對(duì)比實(shí)驗(yàn)，證明該系統(tǒng)在人體實(shí)際站立過(guò)程中起到了一定的助力效果。結(jié)合計(jì)算機(jī)技術(shù)和自動(dòng)化嵌入技術(shù)，輔助站立系統(tǒng)可以應(yīng)用于多個(gè)場(chǎng)景，如日常生活、康復(fù)治療等等。該系統(tǒng)仍有一些不足之處，需要進(jìn)一步解決與完善，比如可增加腿部前后固定靠墊等，更好地滿足人體力學(xué)的要求，并且在機(jī)械結(jié)構(gòu)和響應(yīng)速度方面有進(jìn)一步的優(yōu)化空間。

參考文獻(xiàn):

[1] 咸曉艷.從需求談中國(guó)老年人日常生活用品設(shè)計(jì)[D].濟(jì)南:山東輕工業(yè)學(xué)院,2011.

[2] KAMNIK R,BAJD T.Standing-up robot:an assistive rehabilitative device for training and assessment[J].Journal of Medical Engineering & Technology,2004,28(2):74-80.

[3] 姜洪源,馬長(zhǎng)波,李?yuàn)檴?一種新型輔助起立康復(fù)機(jī)器人的設(shè)計(jì)及逆運(yùn)動(dòng)學(xué)分析[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志,2009,24(2):162-164.

[4] 李?yuàn)檴?人體起立過(guò)程建模與起立功能康復(fù)訓(xùn)練控制系統(tǒng)研究[D].哈爾濱:哈爾濱工業(yè)大學(xué),2009.

[5] 王才東.六自由度教學(xué)機(jī)器人控制系統(tǒng)設(shè)計(jì)及實(shí)驗(yàn)研究[D].哈爾濱:哈爾濱工程大學(xué),2008.

[6] 歐陽(yáng)文昭,廖可兵.安全人機(jī)工程學(xué)[M].北京:煤炭工業(yè)出版社,2002.

[7] 崔來(lái)友,白士紅,張春林,等.人體運(yùn)動(dòng)學(xué)模型的研究[J].機(jī)械設(shè)計(jì)與研究,2003,19(6):10-12.

[8] CONDIE E,CONDIE D. Functional electrical stimulation:standing and walking after spinal cord injury[J].Physiotherapy,1990,76(4):223.

[9] 王志強(qiáng),姜洪源,Roman Kamnik.康復(fù)機(jī)器人輔助站立人體質(zhì)心動(dòng)量測(cè)試及模擬[J].吉林大學(xué)學(xué)報(bào):工學(xué)版,2015,45(3):844-850.

[10] FUJISAWA N,MASUDA T,INAOKA Y,et al. Human standing posture control system depending on adopted strategies[J].Journal of Medical & Biological Engineering & Computing,2005,43(1):107-114.

[11] 孟慶鑫.穿戴式下肢康復(fù)外骨骼步態(tài)與控制策略研究[D].長(zhǎng)春:長(zhǎng)春理工大學(xué),2014.

[12] ARTEMIADIS P K,KREBS H I.On the control of the MIT-Skywalker[C]//International conference of the IEEE engineering in medicine & biology.[s.l.]:IEEE,2010:1287-1291.

[13] 馬志飛.輔助起立康復(fù)機(jī)器人控制系統(tǒng)的仿真與實(shí)驗(yàn)研究[D].哈爾濱:哈爾濱工業(yè)大學(xué),2011.

[14] 王志強(qiáng),姜洪源,Roman Kamnik.基于輔助起立機(jī)器人的人體起立動(dòng)力學(xué)建模與試驗(yàn)研究[J].力學(xué)學(xué)報(bào),2014,46(3):457-464.

[15] 陳云菲.基于FES的起立功能康復(fù)機(jī)器人設(shè)計(jì)及相關(guān)技術(shù)研究[D].哈爾濱:哈爾濱工業(yè)大學(xué),2008.