何 雷，胡曉軍，宋建勇，王 卓，梁科山

（1.哈工大機(jī)器人（合肥）國(guó)際創(chuàng)新研究院，合肥 230601；2.湘南學(xué)院，湖南郴州 423043；3.國(guó)防科技大學(xué)智能科學(xué)學(xué)院，長(zhǎng)沙 410073）

0 引言

人體步行是在保證支撐穩(wěn)定性的同時(shí)，利用一系列重復(fù)的肢體運(yùn)動(dòng)使身體向前運(yùn)動(dòng)。通常，與地面產(chǎn)生接觸的支撐相約占步態(tài)周期的60%，完成落地震蕩吸收、初始肢體穩(wěn)定和持續(xù)前進(jìn)任務(wù)；擺動(dòng)相約占40%，完成下肢擺動(dòng)前進(jìn)任務(wù)[1]。人體步行動(dòng)態(tài)過程主要由自身結(jié)構(gòu)和慣性參數(shù)決定，而非肌肉的主動(dòng)控制，下肢運(yùn)動(dòng)方向周期性變化時(shí)，肌腱或韌帶被動(dòng)變形將機(jī)械能存儲(chǔ)為彈性能量，在隨后的步態(tài)相位施加給相應(yīng)關(guān)節(jié)，從而最小化能量耗散，實(shí)現(xiàn)高效運(yùn)動(dòng)[2]。受此啟發(fā)，研究者在假肢和矯形器中集成彈性儲(chǔ)能元件，以提高能量利用效率，由于膝關(guān)節(jié)肌肉主要用于下肢初始減速和保持穩(wěn)定，步行過程的主要正功由踝關(guān)節(jié)提供，并且踝關(guān)節(jié)處便于布置彈簧等儲(chǔ)能元件，因此早期研究主要集中在踝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)輔助方面[3-5]。仿真結(jié)果表明，步行過程中髖關(guān)節(jié)與踝關(guān)節(jié)類似，也具有彈性能量存儲(chǔ)及釋放的潛能[6]，髖關(guān)節(jié)處的最大被動(dòng)彈性力矩可達(dá)到總力矩的35%[7]。在支撐相向擺動(dòng)相過渡的擺動(dòng)前期（髖關(guān)節(jié)最大伸展位置），當(dāng)體質(zhì)量突然轉(zhuǎn)移到對(duì)側(cè)下肢，該側(cè)下肢緊張的比目魚肌和腓腸肌肌腱結(jié)合部突然放松，引起彈性反沖，會(huì)在0.1 s內(nèi)迅速前進(jìn)20°（占步態(tài)周期的10%），該“推進(jìn)”動(dòng)作為進(jìn)入擺動(dòng)相做好準(zhǔn)備[1]。Carda等[8]通過設(shè)置髖關(guān)節(jié)外部輔助裝置的彈簧參數(shù)提升了中風(fēng)后患者的步態(tài)功能。針對(duì)主動(dòng)足式機(jī)器人欠缺自然步態(tài)和能耗高的不足，McGeer[9]提出了“被動(dòng)動(dòng)態(tài)步行”概念。在此基礎(chǔ)上美國(guó)Cornell大學(xué)和荷蘭Delft大學(xué)研制的準(zhǔn)被動(dòng)步行機(jī)器人無量綱步行機(jī)械能消耗分別達(dá)到0.055和0.09，具有很高的能量效率，已經(jīng)接近人體步行0.05的水平[10-11]。鑒于目前髖關(guān)節(jié)被動(dòng)彈簧效應(yīng)研究以仿真或多關(guān)節(jié)矯形器綜合效果研究為主[12-16]，本文擬開展髖關(guān)節(jié)被動(dòng)彈簧效應(yīng)的生物力學(xué)研究，設(shè)計(jì)一種穿戴在人體外側(cè)的被動(dòng)式步行輔助器，其主要能源來自對(duì)人體步行過程“浪費(fèi)能量”的回收利用。通過儲(chǔ)存下肢支撐相運(yùn)動(dòng)耗散的機(jī)械能，并將存儲(chǔ)的能量重新用于后續(xù)擺動(dòng)相運(yùn)動(dòng)，實(shí)現(xiàn)髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)助力，幫助偏癱等中風(fēng)后遺癥患者學(xué)習(xí)自然步態(tài)并增強(qiáng)其步行能力。

1 基于被動(dòng)彈簧效應(yīng)的髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)仿生設(shè)計(jì)

1.1 人體步行被動(dòng)彈簧效應(yīng)分析

正常步行條件下，每個(gè)步態(tài)周期（gait cycle，GC）都被劃分為2個(gè)階段:支撐相和擺動(dòng)相。其中，支撐相又細(xì)分為初始著地、承重反應(yīng)期、支撐相中期、支撐相末期和擺動(dòng)前期5個(gè)時(shí)相；擺動(dòng)相可細(xì)分為擺動(dòng)相早期、擺動(dòng)相中期和擺動(dòng)相末期3個(gè)時(shí)相，如圖1所示。

人體下肢的被動(dòng)式類彈簧結(jié)構(gòu)可以在周期性步行過程中部分存儲(chǔ)和釋放運(yùn)動(dòng)能量，從而有效降低能耗，實(shí)現(xiàn)高效步行。圖2所示為成年人正常步行髖關(guān)節(jié)扭矩曲線[17]，從其均值曲線可以看出22%～48%GC范圍內(nèi)，即支撐相中期至支撐相末期，髖關(guān)節(jié)扭矩由承重反應(yīng)期的伸肌力矩轉(zhuǎn)為屈肌力矩，來自肌腱和韌帶的被動(dòng)彈性阻力是屈肌力矩的主要來源。屈肌力矩在整個(gè)支撐相末期呈上升趨勢(shì)，峰值出現(xiàn)在擺動(dòng)前期開始時(shí)（0.73 N·m/kg，48%GC），至此完成彈性能量存儲(chǔ)。當(dāng)體質(zhì)量轉(zhuǎn)移到對(duì)側(cè)下肢，跟腱突然放松，釋放存儲(chǔ)的彈性能量，屈肌力矩迅速下降。在擺動(dòng)相中期的后半段和擺動(dòng)相末期的伸肌力矩源于髖關(guān)節(jié)在低水平肌肉活動(dòng)（長(zhǎng)收肌、股薄肌、縫匠肌和股直?。r(shí)的迅速收縮運(yùn)動(dòng)。

圖1 人體步行步態(tài)周期劃分示意圖[2]

圖2 成年人正常步行髖關(guān)節(jié)扭矩曲線[17]

1.2 人體步行髖關(guān)節(jié)受力狀態(tài)分析

步行過程中髖關(guān)節(jié)所做正功僅次于踝關(guān)節(jié)，且作為人體下肢近端關(guān)節(jié)，髖關(guān)節(jié)輔助運(yùn)動(dòng)裝置可在不顯著改變?nèi)梭w質(zhì)心的條件下，降低行走代謝消耗。Haufe等[2]研究髖關(guān)節(jié)前側(cè)拉簧儲(chǔ)能裝置與人體相互作用后發(fā)現(xiàn)，外加髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能裝置后，在彈性儲(chǔ)能階段，原來由跟腱承擔(dān)的部分彈性勢(shì)能被附加裝置吸收，有利于跟腱受損、退化或偏癱等步態(tài)異常人群的高效步行，并且在后續(xù)彈性能量釋放階段降低人體能耗達(dá)23%。

圖3為成年人正常步行髖關(guān)節(jié)扭矩及其擬合曲線（48%～78%GC）[17]，覆蓋擺動(dòng)前期、擺動(dòng)相早期和擺動(dòng)相中期。在擺動(dòng)前期，人體完成質(zhì)量轉(zhuǎn)移，該側(cè)跟腱處存儲(chǔ)的彈性勢(shì)能釋放引起彈性反沖，快速推動(dòng)下肢向前擺動(dòng)，接近擺動(dòng)相末期時(shí)，髖關(guān)節(jié)肌肉主動(dòng)屈曲帶動(dòng)下肢完成擺動(dòng)過程。圖3中所示擬合曲線為三次多項(xiàng)式擬合結(jié)果（R2=0.99）:

圖3 成年人正常步行髖關(guān)節(jié)扭矩及其擬合曲線（48%～78%GC）[17]

考慮到跟腱受損、退化或偏癱等步態(tài)異常人群難以有效將支撐相機(jī)械能存儲(chǔ)為彈性勢(shì)能，并將其在后續(xù)擺動(dòng)相施加給下肢，以及偏癱及老齡人群的屈肌弱化，導(dǎo)致步行耐力下降，參考人體正常步行髖關(guān)節(jié)在擺動(dòng)相的扭矩變化規(guī)律（如圖3所示），開發(fā)髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能的步行輔助器能夠有效幫助上述病患學(xué)習(xí)自然步態(tài)并增強(qiáng)其步行能力。

1.3 髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)與性能仿真

髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)采用典型的滾子從動(dòng)件對(duì)心盤式凸輪作為主結(jié)構(gòu)，使用壓縮彈簧作為儲(chǔ)能驅(qū)動(dòng)單元，通過彈簧預(yù)壓調(diào)節(jié)旋鈕可以實(shí)現(xiàn)對(duì)彈簧預(yù)緊力的設(shè)置，適應(yīng)不同彈性儲(chǔ)能需求（如圖4所示）。髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)中凸輪與人體髖關(guān)節(jié)大轉(zhuǎn)子對(duì)心安裝，并保持固定，人體下肢通過碳纖維桿帶動(dòng)擺盤機(jī)架繞凸輪旋轉(zhuǎn)，滾輪在彈簧壓力作用下沿凸輪廓線滾動(dòng)。髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)通過凸輪彈簧機(jī)構(gòu)，使得彈簧在人體髖關(guān)節(jié)做負(fù)功時(shí)壓縮存儲(chǔ)人體機(jī)械能，做正功時(shí)伸長(zhǎng)釋放該能量，實(shí)現(xiàn)對(duì)人體步行機(jī)械能的分時(shí)調(diào)控，輔助髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)，降低步行代謝消耗。綜合考慮人體步行擺動(dòng)相扭矩需求、機(jī)構(gòu)沖擊性能和加工精度等因素，凸輪推桿采用五次多項(xiàng)式運(yùn)動(dòng)規(guī)律曲線:

式中，s為凸輪推桿升程；h為凸輪推桿遠(yuǎn)端位移；φ為凸輪轉(zhuǎn)角；φ0為凸輪遠(yuǎn)端轉(zhuǎn)角。

圖4 髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)組成及原理示意圖

滾輪在凸輪上所受法向力F是彈簧壓力F1和滾輪法向力F2的合力（如圖4所示），可得髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能裝置輔助扭矩T:

式中，k為彈簧彈性系數(shù)；α為凸輪壓力角；r0為凸輪基圓半徑。

式中，rr為滾輪半徑。

通過上述參數(shù)可得凸輪廓線坐標(biāo)計(jì)算公式:

聯(lián)立公式（2）～（4），并綜合考慮穿戴性和輕量化需求，選取髖關(guān)節(jié)儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)初始參數(shù)（φ0=85°，k=45 N/mm，r0=30 mm，rr=7 mm），獲得如圖5所示的髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)輔助力矩仿真曲線。

圖5 髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)輔助力矩仿真曲線

2 步行輔助器研制與試驗(yàn)分析

2.1 樣機(jī)研制

步行輔助器樣機(jī)由腰部穿戴組件、髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)、碳纖維桿和下肢穿戴組件等組成，通過彈簧預(yù)壓調(diào)節(jié)旋鈕可設(shè)置彈簧預(yù)壓量，獲得不同的預(yù)緊力效果，如圖6所示。根據(jù)公式（2）～（5）計(jì)算凸輪廓線坐標(biāo)。凸輪選用38CrMnAl材質(zhì)，以提升耐磨性。壓縮彈簧使用65Mn材質(zhì)，線徑2 mm，外徑10 mm。髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)和下肢穿戴組件的結(jié)構(gòu)件通過惠普多射流熔融3D打印機(jī)（HP3DHR-PA12）使用高性能尼龍材質(zhì)[抗張強(qiáng)度48MPa/in2（1in=25.4mm），抗張模量1 700 MPa/in2，斷裂伸長(zhǎng)率15%]快速制造。

圖6 步行輔助器樣機(jī)

2.2 性能試驗(yàn)

使用HUATRAN-WM25微型拉壓力傳感器（量程 0～5 kg，靈敏度 2.0 mV/V，重復(fù)性 0.1%F.S.）和研華USB-4716數(shù)據(jù)采集卡（16位分辨力，采樣速率2×105次/s）搭建輔助扭矩測(cè)試系統(tǒng)。間隔5°測(cè)量碳纖維桿垂直方向的拉力，根據(jù)拉力測(cè)試點(diǎn)與髖關(guān)節(jié)大轉(zhuǎn)子間距離，計(jì)算獲得如圖7所示的步行輔助器輔助力矩曲線，凸輪初始安裝角度為10°，通過調(diào)整彈簧預(yù)壓調(diào)節(jié)旋鈕位置獲得彈簧預(yù)壓5 mm、彈簧預(yù)壓2.5 mm和彈簧無預(yù)壓3種模式下的輔助力矩。從圖中可以看出，隨著彈簧預(yù)壓量的增大，輔助扭矩逐步提高，輔助力矩曲線形狀與圖5所示髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)輔助力矩仿真曲線相似。步行輔助器在隨下肢支撐相運(yùn)動(dòng)過程中（屈曲-45°～-5°范圍內(nèi)）吸收部分下肢運(yùn)動(dòng)機(jī)械能，通過滾輪沿凸輪廓線的升程運(yùn)動(dòng)壓縮彈簧，將其存儲(chǔ)為彈簧彈性勢(shì)能；步行輔助器在屈曲0°附近獲得輔助力矩極值，此時(shí)釋放儲(chǔ)能的彈性勢(shì)能，將施加給下肢最強(qiáng)的反沖輔助扭矩，促進(jìn)人體按照自然步態(tài)轉(zhuǎn)入擺動(dòng)相運(yùn)動(dòng)；當(dāng)步行輔助器隨下肢繼續(xù)伸展時(shí)，隨著凸輪壓力角的減小，輔助扭矩將逐步減小到0。此外，從圖5可以看出，調(diào)整凸輪初始安裝角度和彈簧預(yù)壓量，髖關(guān)節(jié)彈性儲(chǔ)能機(jī)構(gòu)的輔助力矩曲線呈現(xiàn)規(guī)律性變化，通過合理設(shè)置其數(shù)值，能夠滿足不同異常步態(tài)和肌力程度病患的個(gè)性化康復(fù)需求。

健康人實(shí)際穿戴體驗(yàn)步行輔助器樣機(jī)時(shí)，從擺動(dòng)前期到擺動(dòng)相中期能夠感受到明顯的擺動(dòng)輔助推力，長(zhǎng)期使用可以降低步行代謝消耗。但是，過量的彈簧預(yù)壓所帶來的超量輔助扭矩在支撐相會(huì)阻礙髖關(guān)節(jié)正常擺動(dòng)，并在擺動(dòng)相誘發(fā)前向沖擊，降低人體運(yùn)動(dòng)穩(wěn)定性，可能對(duì)具有代償步態(tài)的病患產(chǎn)生潛在使用風(fēng)險(xiǎn)，需要按照康復(fù)指導(dǎo)逐步調(diào)整輔助水平。

圖7 步行輔助器輔助力矩曲線

3 結(jié)語

本文在人體步行過程髖關(guān)節(jié)被動(dòng)彈簧效應(yīng)基礎(chǔ)上，參考正常人體步行髖關(guān)節(jié)扭矩曲線，設(shè)計(jì)了“多項(xiàng)式凸輪-壓簧”彈性儲(chǔ)能步行輔助器，通過儲(chǔ)存下肢支撐相運(yùn)動(dòng)耗散的部分機(jī)械能，并將存儲(chǔ)的彈性能量重新施加于后續(xù)擺動(dòng)相運(yùn)動(dòng)，實(shí)現(xiàn)髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)助力。仿真和實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，該步行輔助器可通過設(shè)置凸輪初始安裝角度和調(diào)節(jié)彈簧預(yù)壓量獲得所需的輔助力矩曲線，實(shí)現(xiàn)對(duì)人體步行機(jī)械能的分時(shí)調(diào)控，輔助髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)，降低步行消耗。該輔助器可為跟腱受損、偏癱及屈肌退化人群提供個(gè)性化的步行輔助策略，幫助其學(xué)習(xí)自然步態(tài)并增強(qiáng)步行耐力。后續(xù)將在步行輔助器內(nèi)部增加髖關(guān)節(jié)角度傳感器和軀干加速度傳感器，提升裝置智能化水平，并進(jìn)一步優(yōu)化腰部穿戴組件和下肢穿戴組件，降低人體與步行輔助器間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)，提高穿戴舒適性。