本文擬探明穿戴式下肢外骨骼對人體下肢相應關節參數與肌肉運動學、動力學參數的影響變化，進而為優化其結構、提高其系統性能提供科學依據。本文通過采集受試者的行走數據，以人體下肢各關節在矢狀面上的關節角度作為下肢外骨骼仿真分析的驅動數據，運用人體生物力學分析軟件 Anybody 分別建立了人體模型（即未穿戴下肢外骨骼的人體模型）和人-機系統模型（即穿戴下肢外骨骼后的模型），并對比分析了兩種情況下人體下肢運動時的運動學參數（關節力、關節力矩）及肌肉參數（肌肉力、肌肉激活程度、肌肉收縮速度、肌肉長度）的變化情況。實驗結果表明，人體穿戴下肢外骨骼后行走的步態滿足正常步態，但會出現個別肌肉力突增的現象；下肢主要肌肉的最大肌肉激活程度均未超過 1，說明肌肉均未出現疲勞或損傷狀況；股直肌的最大肌肉激活程度增加最多（0.456），半腱肌的最大肌肉激活程度增加最少（0.013），提示下肢外骨骼最容易引起股直肌疲勞或損傷。通過本文研究結果說明，為避免出現個別肌肉力突增導致人體下肢損傷，在設計下肢外骨骼時，要特別注意人體體段長與下肢外骨骼桿長的一致性和運動的平穩性。
引用本文： 張峻霞, 蔡運紅, 劉琪. 穿戴式下肢外骨骼對人體步態特性的影響研究. 生物醫學工程學雜志, 2019, 36(5): 785-794. doi: 10.7507/1001-5515.201812021 復制
版權信息： ?四川大學華西醫院華西期刊社《生物醫學工程學雜志》版權所有，未經授權不得轉載、改編
引言
下肢外骨骼作為一種可穿戴設備可以保護人體，增強人體的力量、速度和耐力，激發人體的自我修復能力，但長期使用會對人體產生各種影響[1-3]，因此有必要研究下肢外骨骼對人體步態特性的影響，以便科學地評估下肢外骨骼設計的合理性，為下肢外骨骼的設計及優化提供參考方向。
近年來，研究者們常常使用試驗法和生物力學仿真軟件分析法來研究下肢外骨骼的人機耦合關系，如 McGibbon 等[4]利用運動捕捉系統研究健康成年人穿戴下肢外骨骼時，下肢外骨骼在站立相期間對其膝關節力矩的影響，研究結果表明，下肢外骨骼增加了地面支反力和站立相初期的膝關節力矩，減小了站立相末期膝關節的內收力矩，但對膝關節的扭轉力矩和站立相末期關節屈曲力矩沒有影響。項忠霞等[5]為了研究下肢外骨骼康復機器人訓練的有效性，利用人體生物力學軟件 Anybody（GaiTech，中國）進行了仿真實驗研究，將人體步態試驗與 Anybody 軟件相結合，通過模擬下肢外骨骼康復機器人在矢狀面內的運動，比較分析了下肢主要肌肉的收縮速率變化情況，研究結果表明，穿戴下肢外骨骼前后大腿肌肉群的收縮速率變化情況基本一致，小腿與髖部肌群差異較顯著。單麗君等[6]選擇了下肢外骨骼中較為常見和常用的髖關節作為研究對象，通過將髖關節康復器械的三維模型導入到生物力學仿真軟件 Anybody（GaiTech，中國）中，創建人—機整體模型，并運用逆向動力學進行仿真，以獲得髖關節屈曲時髂腰肌的受力和收縮情況，研究結果表明該髖關節康復器能夠使髖關節肌肉群得到有效的康復訓練且不會引起肌肉拉傷。
綜上所述，目前只有少數國內外學者考慮了下肢外骨骼對穿戴者的影響，但其相應研究的參數較為單一，無法綜合全面地分析下肢外骨骼對人體步態特性的影響。因此本文基于現有的試驗法和生物力學仿真軟件分析法，提出運用試驗和生物力學分析軟件 Anybody（GaiTech，中國）相結合的研究方法，探究下肢外骨骼的動力學參數和肌肉參數的變化。據報道，人體下肢各關節與肌肉的協同運動是保證行走時身體協調與穩定的重要條件[7]，而動力學參數可以反映人體運動過程中的受力情況，肌肉參數可以反映行走過程中肌肉的活動情況及受力情況。基于此，本文通過對比分析穿戴下肢外骨骼前后人體步態特性的變化情況可以定量地分析下肢外骨骼對人體產生的影響，同時也可以科學地評估下肢外骨骼設計的合理性及穿戴的舒適性，從而更全面地分析下肢外骨骼對人體步態特性的影響。
本文運用無線遙測鞋墊式足底壓力測量系統 Pedar-X（Novel pedar，德國）、無線表面肌電遙測系統 Telemyo 2400 DTS（Noraxon，美國）和三維光學運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國），采集了健康成年人未穿戴下肢外骨骼時平地行走狀態的步態參數和表面肌電信號，然后利用人體生物力學軟件 Anybody 對受試者穿戴下肢外骨骼行走時的下肢進行了動力學參數和肌肉參數的仿真，并與未穿戴下肢外骨骼時的參數進行對比，更加全面地考慮行走過程中下肢外骨骼對人體下肢髖、膝、踝關節及主要肌群的影響，定量地分析了人體穿戴下肢外骨骼行走時的下肢動力學參數及主要肌肉參數，以期彌補現有研究的不足。
1 試驗和方法
1.1 受試者信息
本試驗招募 10 名健康男子為試驗對象，受試者年齡（24.70 ± 1.42）歲，身高（175.30 ± 4.55）cm，體重（67.50 ± 8.59）kg，下肢長度（900.30 ± 34.96）mm，膝寬（112.49 ± 5.72）mm，踝寬（71.99 ± 4.15）mm。試驗采集地為天津科技大學人體運動機能測試與仿生設計研究室。受試者均自愿參加試驗并簽署了知情同意書，無上下肢神經及肌肉骨骼病史，在試驗前被告知試驗的過程及要求。
1.2 試驗環境與設備
行走試驗臺：長 3 000 mm，寬 800 mm。
數據采集系統：無線遙測鞋墊式足底壓力測量系統 Pedar-X（Novel pedar，德國）、無線表面肌電遙測系統 Telemyo 2400 DTS（Noraxon，美國）和三維光學運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國），信號數據采集頻率設定為 1.5 kHz。
1.3 試驗方案
本試驗需收集受試者一個步態周期內的各項參數，為了獲得更加準確的數據，減小試驗誤差，本試驗共分為兩組，每組 5 次，第一組以左腳為起始腳，第二組以右腳為起始腳。試驗開始前，要求受試者先在試驗臺上隨意行走，以適應環境，待受試者準備好后再按要求進行測試。試驗具體方案如下：① 要求所有受試者均以自我選擇的速度從起始點直線行走至終點，如圖 1 所示。② 以受試者起始腳足跟觸地為始，到該受試者同側足跟再次觸地為止，為一個步態周期，采集一個步態周期內的各項參數。③ 每個受試者重復行走 5 次，在每次行走測試間給受試者提供適當的組間休息，以排除肌肉疲勞對試驗結果的影響。
圖1
試驗過程
Figure1.
The process of experiment
1.4 數據分析與仿真
本文選取了在已有研究中被高頻使用的參數[8]，包括動力學參數：關節力、關節力矩；肌肉參數：肌肉力、肌肉激活程度、肌肉收縮速度、肌肉長度。通過采集分析這些動力學參數及肌肉參數，再利用科學繪圖數據分析軟件 Origin（OriginLab，美國）完成對應動力學和肌肉參數圖像的繪制，最終采用 Anybody 軟件（GaiTech，中國）構建虛擬人體模型、下肢外骨骼模型以及人—機系統模型。已有研究表明，人體矢狀面是運動多發面，即人體大部分的運動發生在矢狀面內[9-11]。因此，本研究在左、右下肢對稱的前提下，對左側下肢進行分析，主要分析矢狀面內的下肢步態特性[9]，同時為了研究下肢外骨骼對人體步態特性的影響，需選取同一個步態周期的數據進行分析。
本文運用三維運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國）將獲得數據的步態周期進行精確劃分，為排除不同次試驗間的差異性，將跨步時間標準化，一個完整的步態周期為 100%，0% 代表一側足跟首次觸地即步態周期的開始時刻，100% 代表同側足足跟再次觸地即步態周期的結束時刻[12-13]。然后，對建立好的下肢外骨骼模型添加步態試驗采集到的下肢各關節在矢狀面上的關節角度作為驅動信息，驅動下肢外骨骼運動，并進行逆向動力學分析。通過對比一個步態周期內人體穿戴下肢外骨骼前后的下肢動力學和肌肉參數曲線變化圖，定性地分析人體下肢在穿戴下肢外骨骼前后的變化情況。最后，選取該步態周期內的關鍵時刻點，進一步對下肢動力學和肌肉參數進行量化分析。本研究為了提高 Anybody 軟件的運算速度，不考慮人體上肢模型以及人體軀干上的肌肉。
2 結果與分析
2.1 動力學參數
2.1.1 關節力
如圖 2 所示，穿戴下肢外骨骼前后，髖、膝、踝關節在矢狀面上力的變化趨勢如下：其中，髖關節最大彎曲力減小了 3.10 N/kg，最大伸展力減小了 0.83 N/kg；膝關節最大伸展力減小了 30.52 N/kg；踝關節產生的兩個背屈力峰值分別減小了 30.70 N/kg 和 5.21 N/kg。此外，穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢髖關節和踝關節的力在矢狀面上的變化趨勢大致相同，而膝關節在矢狀面上的力差異較明顯。
圖2
髖、踝、膝關節在矢狀面上的力矩和力
Figure2.
The moment and force in the sagittal of hip，ankle and knee joint
2.1.2 關節力矩
如圖 2 所示，穿戴下肢外骨骼前后，髖、膝、踝關節在矢狀面上力矩的變化趨勢如下：其中，髖關節最大彎曲力矩減小了 0.12 N/kg，最大伸展力矩減小了 0.23 N/kg，減小幅度較小；膝關節最大彎曲力矩減小了 0.09 N/kg，最大伸展力矩減小了 0.02 N/kg，這表明膝關節最大彎曲力矩和最大伸展力矩幾乎沒有變化；踝關節最大背屈力矩減小了 0.35 N/kg。綜上所述，穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢髖關節、膝關節和踝關節在矢狀面上的關節力矩變化趨勢基本相同，但未穿戴下肢外骨骼時髖關節和膝關節的峰值出現時刻點滯后。
2.2 肌肉參數
2.2.1 肌肉力
如圖 3 所示，研究結果展示了穿戴下肢外骨骼前后人體下肢肌肉的肌肉力曲線，其中包括股內側肌、半腱肌、股外側肌、脛骨前肌、股直肌、內側腓腸肌、股二頭肌和外側腓腸肌等下肢主要肌肉。通過觀察曲線圖，可以看到各組肌肉在正常行走和穿戴外骨骼之后所能獲得的最大肌肉力數值，通過比較最大肌肉力可以得出穿戴下肢外骨骼能夠增強下肢肌肉的肌肉力的結論。
圖3
下肢主要肌肉的肌肉力變化曲線
Figure3.
The muscle force change curves of major lower limb muscles
其中，屈肌群（股直肌）的最大肌肉力出現在預擺期，此時肌肉離心收縮速度最大。人體穿戴下肢外骨骼前后，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的肌肉力均值曲線變化趨勢基本相同，但相位差異性較大，踝關節趾屈肌群（內、外側腓腸肌）的肌肉力曲線差異明顯，穿戴下肢外骨骼后內、外側腓腸肌的肌肉力峰值分別增大了 657.00 N 和 354.00 N。
穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢肌肉力的具體數值變化如表 1 所示，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的肌肉力影響大小排序為：內側腓腸肌 > 股直肌 > 外側腓腸肌 > 半腱肌 > 脛骨前肌 > 股外側肌 > 股內側肌，此外個別肌肉力出現了突增。
表1
穿戴外骨骼前后的肌肉力變化
Table1.
Changes of muscle strength before and after wearing exoskeleton
2.2.2 肌肉激活程度
通過分析穿戴下肢外骨骼前后下肢主要肌肉的激活程度可以詳細了解行走過程中肌肉的激活程度和疲勞狀況，其值的變化范圍為 0～1，當肌肉激活程度大于 1 時，肌肉處于疲勞或損傷狀態[14]。如圖 4 所示，穿戴下肢外骨骼前后，下肢主要肌肉的最大肌肉激活程度均未超過 1，即肌肉均未出現疲勞或損傷狀況，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的最大肌肉激活程度作用為：股直肌 > 外側腓腸肌 > 內側腓腸肌 > 股外側肌 > 股二頭肌 > 脛骨前肌 > 股內側肌 > 半腱肌，其中股直肌的激活程度最高，也最容易出現疲勞和損失現象，半腱肌的激活程度最低。
圖4
下肢主要肌肉的激活程度
Figure4.
The activity change curves of major lower limb muscles
2.2.3 肌肉收縮速度
肌肉收縮速度是引起肌肉力變化的內因之一，通過分析人體穿戴下肢外骨骼前后下肢主要肌肉的收縮速度曲線圖，可以了解肌肉收縮速度的變化情況，也可以詳細了解下肢外骨骼引起肌肉力變化的原因[15]。
如圖 5 所示，穿戴下肢外骨骼后，股內、外側肌的最大收縮速度均增加了 259 mm/s，股直肌的最大收縮速度增加了 159.86 mm/s，該現象表明在下肢外骨骼的作用下，膝關節伸肌群的最大收縮速度明顯增大。穿戴下肢外骨骼后，股二頭肌的最大收縮速度增大了 9.18 mm/s，半腱肌的最大收縮速度幾乎沒變，這說明下肢外骨骼對股二頭肌肌肉收縮速度的影響較明顯。此外，穿戴下肢外骨骼后，內、外側腓腸肌的最大收縮速度分別增加了 46.68 mm/s、38.24 mm/s，脛骨前肌收縮速度滯后了 8% 個步態周期，最大收縮速度增加了 28.17 mm/s。
圖5
下肢主要肌肉收縮速度
Figure5.
The contraction velocity change curves of major lower limb muscles
綜上，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的最大收縮速度影響程度為：股內側肌 = 股外側肌 > 股直肌 > 內側腓腸肌 > 外側腓腸肌 > 脛骨前肌 > 股二頭肌 > 半腱肌。其中，穿戴下肢外骨骼前后，膝關節伸肌群（股直肌、股內側肌、股外側肌）的肌肉收縮速度曲線圖變化趨勢完全一致，膝關節屈肌群（半腱肌、股二頭肌）的肌肉收縮速度變化趨勢大體一致，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的變化趨勢類似，但是相位差異明顯。
2.2.4 肌肉長度
行走過程中關節角度的變化必然引起肌肉收縮長度改變，而不同肌肉收縮長度產生的力不同。肌肉長度是肌肉變化最直觀的反映，也是引起肌肉力變化的內因之一[16]。如圖 6 所示，相較于未穿戴下肢外骨骼的情況，穿戴下肢外骨骼后半腱肌的最大肌肉長度增加了 2.64 mm，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的長度變化趨勢與穿戴下肢外骨骼前的相似，均呈現雙峰和雙谷型，最大肌肉長度相差 13.49 mm。穿戴下肢外骨骼后，踝關節趾屈肌群（內、外側腓腸肌）的長度變化與穿戴下肢外骨骼前的趨勢一致，幅值有較小差異。穿戴下肢外骨骼后，內側腓腸肌的最大肌肉長度增加了 2.24 mm，外側腓腸肌的最大肌肉長度增加了 1.81 mm。由此可見，下肢外骨骼對脛骨前肌的肌肉長度影響最明顯。
圖6
下肢主要肌肉長度
Figure6.
The length change curves of major lower limb muscles
3 討論
本研究結果表明，膝關節伸肌群（股內側肌、股外側肌）的肌肉力曲線均呈雙峰型，在預擺期（50%～60% 步態周期）出現第一峰值，此時肌肉被拉伸，處于離心收縮階段，肌肉收縮速度最大，因此產生的肌肉力出現最值，這與 Hatze[17]的速度—張力模型相一致；在擺動前期（60%～70% 步態周期）出現第二峰值，此時肌肉做等長收縮運動，隨后進入向心收縮階段，隨著肌肉收縮速度的增加肌肉力減小，此結果也符合 Hatze[17]的研究。但是在穿戴下肢外骨骼行走后，肌肉力曲線的兩個峰值的出現時刻點稍有滯后，且第一峰值均大于穿戴下肢外骨骼前的第一峰值，第二峰值均小于穿戴下肢外骨骼前的第二峰值，這表明穿戴下肢外骨骼行走后人體對其有一個適應過程，增加了人與下肢外骨骼相互作用的時間，導致肌肉力的產生時刻點滯后。
穿戴下肢外骨骼前，股內側肌的拉伸力峰值出現在 50% 步態周期，而肌肉離心收縮速度的峰值出現在預擺期（50%～60% 步態周期）；股內側肌的收縮力峰值出現在擺動前期（60%～70% 步態周期），而肌肉向心收縮速度的峰值出現在 70% 步態周期（如圖 3、圖 5 所示），肌肉力峰值與肌肉收縮速度峰值出現的時刻點沒有嚴格一致，這與 Hatze[17]的研究結果不完全相符，原因可能是該研究的速度—張力關系是在最優長度（肌肉產生最大等長收縮力的長度）的前提下得到的，而在日常行走中肌肉收縮長度是不斷變化的，因此研究結果的差異就可以得到合理的解釋。
Vance 等[18]的研究結果表明肌肉力越大，對應的肌肉長度也越大。而本研究結果顯示（如圖 6 所示）隨著股直肌長度的增加，肌肉力并沒有增加，這可能是因為 Vance 等[18]的長度—力曲線是在等張收縮條件下得到的，即保持肌肉力在整個縮短范圍內不變的前提下得到的。但在大多數的日常活動中，在重力載荷的作用下，肌肉力是變化的，而等張收縮僅僅是肌肉力學特性中的特例。
如圖 6 所示，隨著肌肉長度的增加在 50% 步態周期時肌肉力出現峰值，然后肌肉長度繼續增加肌肉力反而減小，這一結果與 Gordon 等[19]的“倒 U 型”肌節長度—張力關系一致，即隨著肌肉收縮長度的增加肌肉力也隨之增加，當肌肉收縮長度達到某一特定水平后，肌肉力最大；若繼續增大肌肉長度，肌肉力則反而減小。
4 結論
為了更全面地分析評價下肢外骨骼對人體步態特性的影響，進而為下肢外骨骼的設計、優化提供參考方向，本文利用三維運動捕捉系統獲取了健康成年男性的下肢運動學數據，在獲取到的下肢運動學數據的基礎上，將簡化后的下肢外骨骼模型和人體模型導入人體生物力學分析軟件 Anybody 中，以人體下肢各關節在矢狀面上的關節角度作為下肢外骨骼仿真分析的驅動數據完成了人—機系統仿真模擬，并獲得了穿戴下肢外骨骼前后人體下肢主要肌肉參數的仿真數據，最后對試驗結果進行對比分析。分析結果表明，下肢外骨骼對脛骨前肌肌肉長度的影響最顯著，幅值差異最明顯，穿戴下肢外骨骼后動力學參數滿足正常步態參數，但會出現個別肌肉力會突增的現象。造成這種情況的原因有兩方面，一方面是由于肌肉突然做大幅度離心收縮運動，另一方面是由于下肢外骨骼的桿長與人體的體段長不完全吻合。因此，為了避免下肢外骨骼突然地大幅度運動引起個別肌肉力突增，可在下肢外骨骼的控制系統設計中選擇響應速度更快、跟隨性更好、穩定性更高的控制方案，從而減少下肢外骨骼各關節在行走中的驟然沖擊，保證其運動軌跡的平緩。此外，在設計下肢外骨骼的機械結構時可加入無極可調裝置，根據我國成年人人體尺寸國家標準（GB10000-88）[20]中的人體基本尺寸數據，將大腿桿桿長調節范圍設定為 470～530 mm，將小腿桿桿長調節范圍設定為 350～420 mm，將腰部寬度調節范圍設定為 390～600 mm，使下肢外骨骼各段桿長可以盡量調整以適應不同使用者的體段長度，進而提高下肢外骨骼和穿戴者的協調統一性，改善穿戴下肢外骨骼后個別肌肉力突增的情況。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
引言
下肢外骨骼作為一種可穿戴設備可以保護人體，增強人體的力量、速度和耐力，激發人體的自我修復能力，但長期使用會對人體產生各種影響[1-3]，因此有必要研究下肢外骨骼對人體步態特性的影響，以便科學地評估下肢外骨骼設計的合理性，為下肢外骨骼的設計及優化提供參考方向。
近年來，研究者們常常使用試驗法和生物力學仿真軟件分析法來研究下肢外骨骼的人機耦合關系，如 McGibbon 等[4]利用運動捕捉系統研究健康成年人穿戴下肢外骨骼時，下肢外骨骼在站立相期間對其膝關節力矩的影響，研究結果表明，下肢外骨骼增加了地面支反力和站立相初期的膝關節力矩，減小了站立相末期膝關節的內收力矩，但對膝關節的扭轉力矩和站立相末期關節屈曲力矩沒有影響。項忠霞等[5]為了研究下肢外骨骼康復機器人訓練的有效性，利用人體生物力學軟件 Anybody（GaiTech，中國）進行了仿真實驗研究，將人體步態試驗與 Anybody 軟件相結合，通過模擬下肢外骨骼康復機器人在矢狀面內的運動，比較分析了下肢主要肌肉的收縮速率變化情況，研究結果表明，穿戴下肢外骨骼前后大腿肌肉群的收縮速率變化情況基本一致，小腿與髖部肌群差異較顯著。單麗君等[6]選擇了下肢外骨骼中較為常見和常用的髖關節作為研究對象，通過將髖關節康復器械的三維模型導入到生物力學仿真軟件 Anybody（GaiTech，中國）中，創建人—機整體模型，并運用逆向動力學進行仿真，以獲得髖關節屈曲時髂腰肌的受力和收縮情況，研究結果表明該髖關節康復器能夠使髖關節肌肉群得到有效的康復訓練且不會引起肌肉拉傷。
綜上所述，目前只有少數國內外學者考慮了下肢外骨骼對穿戴者的影響，但其相應研究的參數較為單一，無法綜合全面地分析下肢外骨骼對人體步態特性的影響。因此本文基于現有的試驗法和生物力學仿真軟件分析法，提出運用試驗和生物力學分析軟件 Anybody（GaiTech，中國）相結合的研究方法，探究下肢外骨骼的動力學參數和肌肉參數的變化。據報道，人體下肢各關節與肌肉的協同運動是保證行走時身體協調與穩定的重要條件[7]，而動力學參數可以反映人體運動過程中的受力情況，肌肉參數可以反映行走過程中肌肉的活動情況及受力情況。基于此，本文通過對比分析穿戴下肢外骨骼前后人體步態特性的變化情況可以定量地分析下肢外骨骼對人體產生的影響，同時也可以科學地評估下肢外骨骼設計的合理性及穿戴的舒適性，從而更全面地分析下肢外骨骼對人體步態特性的影響。
本文運用無線遙測鞋墊式足底壓力測量系統 Pedar-X（Novel pedar，德國）、無線表面肌電遙測系統 Telemyo 2400 DTS（Noraxon，美國）和三維光學運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國），采集了健康成年人未穿戴下肢外骨骼時平地行走狀態的步態參數和表面肌電信號，然后利用人體生物力學軟件 Anybody 對受試者穿戴下肢外骨骼行走時的下肢進行了動力學參數和肌肉參數的仿真，并與未穿戴下肢外骨骼時的參數進行對比，更加全面地考慮行走過程中下肢外骨骼對人體下肢髖、膝、踝關節及主要肌群的影響，定量地分析了人體穿戴下肢外骨骼行走時的下肢動力學參數及主要肌肉參數，以期彌補現有研究的不足。
1 試驗和方法
1.1 受試者信息
本試驗招募 10 名健康男子為試驗對象，受試者年齡（24.70 ± 1.42）歲，身高（175.30 ± 4.55）cm，體重（67.50 ± 8.59）kg，下肢長度（900.30 ± 34.96）mm，膝寬（112.49 ± 5.72）mm，踝寬（71.99 ± 4.15）mm。試驗采集地為天津科技大學人體運動機能測試與仿生設計研究室。受試者均自愿參加試驗并簽署了知情同意書，無上下肢神經及肌肉骨骼病史，在試驗前被告知試驗的過程及要求。
1.2 試驗環境與設備
行走試驗臺：長 3 000 mm，寬 800 mm。
數據采集系統：無線遙測鞋墊式足底壓力測量系統 Pedar-X（Novel pedar，德國）、無線表面肌電遙測系統 Telemyo 2400 DTS（Noraxon，美國）和三維光學運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國），信號數據采集頻率設定為 1.5 kHz。
1.3 試驗方案
本試驗需收集受試者一個步態周期內的各項參數，為了獲得更加準確的數據，減小試驗誤差，本試驗共分為兩組，每組 5 次，第一組以左腳為起始腳，第二組以右腳為起始腳。試驗開始前，要求受試者先在試驗臺上隨意行走，以適應環境，待受試者準備好后再按要求進行測試。試驗具體方案如下：① 要求所有受試者均以自我選擇的速度從起始點直線行走至終點，如圖 1 所示。② 以受試者起始腳足跟觸地為始，到該受試者同側足跟再次觸地為止，為一個步態周期，采集一個步態周期內的各項參數。③ 每個受試者重復行走 5 次，在每次行走測試間給受試者提供適當的組間休息，以排除肌肉疲勞對試驗結果的影響。
圖1
試驗過程
Figure1.
The process of experiment
1.4 數據分析與仿真
本文選取了在已有研究中被高頻使用的參數[8]，包括動力學參數：關節力、關節力矩；肌肉參數：肌肉力、肌肉激活程度、肌肉收縮速度、肌肉長度。通過采集分析這些動力學參數及肌肉參數，再利用科學繪圖數據分析軟件 Origin（OriginLab，美國）完成對應動力學和肌肉參數圖像的繪制，最終采用 Anybody 軟件（GaiTech，中國）構建虛擬人體模型、下肢外骨骼模型以及人—機系統模型。已有研究表明，人體矢狀面是運動多發面，即人體大部分的運動發生在矢狀面內[9-11]。因此，本研究在左、右下肢對稱的前提下，對左側下肢進行分析，主要分析矢狀面內的下肢步態特性[9]，同時為了研究下肢外骨骼對人體步態特性的影響，需選取同一個步態周期的數據進行分析。
本文運用三維運動捕捉系統 Vicon T40–S（Vicon，英國）將獲得數據的步態周期進行精確劃分，為排除不同次試驗間的差異性，將跨步時間標準化，一個完整的步態周期為 100%，0% 代表一側足跟首次觸地即步態周期的開始時刻，100% 代表同側足足跟再次觸地即步態周期的結束時刻[12-13]。然后，對建立好的下肢外骨骼模型添加步態試驗采集到的下肢各關節在矢狀面上的關節角度作為驅動信息，驅動下肢外骨骼運動，并進行逆向動力學分析。通過對比一個步態周期內人體穿戴下肢外骨骼前后的下肢動力學和肌肉參數曲線變化圖，定性地分析人體下肢在穿戴下肢外骨骼前后的變化情況。最后，選取該步態周期內的關鍵時刻點，進一步對下肢動力學和肌肉參數進行量化分析。本研究為了提高 Anybody 軟件的運算速度，不考慮人體上肢模型以及人體軀干上的肌肉。
2 結果與分析
2.1 動力學參數
2.1.1 關節力
如圖 2 所示，穿戴下肢外骨骼前后，髖、膝、踝關節在矢狀面上力的變化趨勢如下：其中，髖關節最大彎曲力減小了 3.10 N/kg，最大伸展力減小了 0.83 N/kg；膝關節最大伸展力減小了 30.52 N/kg；踝關節產生的兩個背屈力峰值分別減小了 30.70 N/kg 和 5.21 N/kg。此外，穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢髖關節和踝關節的力在矢狀面上的變化趨勢大致相同，而膝關節在矢狀面上的力差異較明顯。
圖2
髖、踝、膝關節在矢狀面上的力矩和力
Figure2.
The moment and force in the sagittal of hip，ankle and knee joint
2.1.2 關節力矩
如圖 2 所示，穿戴下肢外骨骼前后，髖、膝、踝關節在矢狀面上力矩的變化趨勢如下：其中，髖關節最大彎曲力矩減小了 0.12 N/kg，最大伸展力矩減小了 0.23 N/kg，減小幅度較小；膝關節最大彎曲力矩減小了 0.09 N/kg，最大伸展力矩減小了 0.02 N/kg，這表明膝關節最大彎曲力矩和最大伸展力矩幾乎沒有變化；踝關節最大背屈力矩減小了 0.35 N/kg。綜上所述，穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢髖關節、膝關節和踝關節在矢狀面上的關節力矩變化趨勢基本相同，但未穿戴下肢外骨骼時髖關節和膝關節的峰值出現時刻點滯后。
2.2 肌肉參數
2.2.1 肌肉力
如圖 3 所示，研究結果展示了穿戴下肢外骨骼前后人體下肢肌肉的肌肉力曲線，其中包括股內側肌、半腱肌、股外側肌、脛骨前肌、股直肌、內側腓腸肌、股二頭肌和外側腓腸肌等下肢主要肌肉。通過觀察曲線圖，可以看到各組肌肉在正常行走和穿戴外骨骼之后所能獲得的最大肌肉力數值，通過比較最大肌肉力可以得出穿戴下肢外骨骼能夠增強下肢肌肉的肌肉力的結論。
圖3
下肢主要肌肉的肌肉力變化曲線
Figure3.
The muscle force change curves of major lower limb muscles
其中，屈肌群（股直肌）的最大肌肉力出現在預擺期，此時肌肉離心收縮速度最大。人體穿戴下肢外骨骼前后，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的肌肉力均值曲線變化趨勢基本相同，但相位差異性較大，踝關節趾屈肌群（內、外側腓腸肌）的肌肉力曲線差異明顯，穿戴下肢外骨骼后內、外側腓腸肌的肌肉力峰值分別增大了 657.00 N 和 354.00 N。
穿戴下肢外骨骼前后，人體下肢肌肉力的具體數值變化如表 1 所示，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的肌肉力影響大小排序為：內側腓腸肌 > 股直肌 > 外側腓腸肌 > 半腱肌 > 脛骨前肌 > 股外側肌 > 股內側肌，此外個別肌肉力出現了突增。
表1
穿戴外骨骼前后的肌肉力變化
Table1.
Changes of muscle strength before and after wearing exoskeleton
2.2.2 肌肉激活程度
通過分析穿戴下肢外骨骼前后下肢主要肌肉的激活程度可以詳細了解行走過程中肌肉的激活程度和疲勞狀況，其值的變化范圍為 0～1，當肌肉激活程度大于 1 時，肌肉處于疲勞或損傷狀態[14]。如圖 4 所示，穿戴下肢外骨骼前后，下肢主要肌肉的最大肌肉激活程度均未超過 1，即肌肉均未出現疲勞或損傷狀況，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的最大肌肉激活程度作用為：股直肌 > 外側腓腸肌 > 內側腓腸肌 > 股外側肌 > 股二頭肌 > 脛骨前肌 > 股內側肌 > 半腱肌，其中股直肌的激活程度最高，也最容易出現疲勞和損失現象，半腱肌的激活程度最低。
圖4
下肢主要肌肉的激活程度
Figure4.
The activity change curves of major lower limb muscles
2.2.3 肌肉收縮速度
肌肉收縮速度是引起肌肉力變化的內因之一，通過分析人體穿戴下肢外骨骼前后下肢主要肌肉的收縮速度曲線圖，可以了解肌肉收縮速度的變化情況，也可以詳細了解下肢外骨骼引起肌肉力變化的原因[15]。
如圖 5 所示，穿戴下肢外骨骼后，股內、外側肌的最大收縮速度均增加了 259 mm/s，股直肌的最大收縮速度增加了 159.86 mm/s，該現象表明在下肢外骨骼的作用下，膝關節伸肌群的最大收縮速度明顯增大。穿戴下肢外骨骼后，股二頭肌的最大收縮速度增大了 9.18 mm/s，半腱肌的最大收縮速度幾乎沒變，這說明下肢外骨骼對股二頭肌肌肉收縮速度的影響較明顯。此外，穿戴下肢外骨骼后，內、外側腓腸肌的最大收縮速度分別增加了 46.68 mm/s、38.24 mm/s，脛骨前肌收縮速度滯后了 8% 個步態周期，最大收縮速度增加了 28.17 mm/s。
圖5
下肢主要肌肉收縮速度
Figure5.
The contraction velocity change curves of major lower limb muscles
綜上，下肢外骨骼對下肢主要肌肉的最大收縮速度影響程度為：股內側肌 = 股外側肌 > 股直肌 > 內側腓腸肌 > 外側腓腸肌 > 脛骨前肌 > 股二頭肌 > 半腱肌。其中，穿戴下肢外骨骼前后，膝關節伸肌群（股直肌、股內側肌、股外側肌）的肌肉收縮速度曲線圖變化趨勢完全一致，膝關節屈肌群（半腱肌、股二頭肌）的肌肉收縮速度變化趨勢大體一致，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的變化趨勢類似，但是相位差異明顯。
2.2.4 肌肉長度
行走過程中關節角度的變化必然引起肌肉收縮長度改變，而不同肌肉收縮長度產生的力不同。肌肉長度是肌肉變化最直觀的反映，也是引起肌肉力變化的內因之一[16]。如圖 6 所示，相較于未穿戴下肢外骨骼的情況，穿戴下肢外骨骼后半腱肌的最大肌肉長度增加了 2.64 mm，踝關節背屈肌群（脛骨前肌）的長度變化趨勢與穿戴下肢外骨骼前的相似，均呈現雙峰和雙谷型，最大肌肉長度相差 13.49 mm。穿戴下肢外骨骼后，踝關節趾屈肌群（內、外側腓腸肌）的長度變化與穿戴下肢外骨骼前的趨勢一致，幅值有較小差異。穿戴下肢外骨骼后，內側腓腸肌的最大肌肉長度增加了 2.24 mm，外側腓腸肌的最大肌肉長度增加了 1.81 mm。由此可見，下肢外骨骼對脛骨前肌的肌肉長度影響最明顯。
圖6
下肢主要肌肉長度
Figure6.
The length change curves of major lower limb muscles
3 討論
本研究結果表明，膝關節伸肌群（股內側肌、股外側肌）的肌肉力曲線均呈雙峰型，在預擺期（50%～60% 步態周期）出現第一峰值，此時肌肉被拉伸，處于離心收縮階段，肌肉收縮速度最大，因此產生的肌肉力出現最值，這與 Hatze[17]的速度—張力模型相一致；在擺動前期（60%～70% 步態周期）出現第二峰值，此時肌肉做等長收縮運動，隨后進入向心收縮階段，隨著肌肉收縮速度的增加肌肉力減小，此結果也符合 Hatze[17]的研究。但是在穿戴下肢外骨骼行走后，肌肉力曲線的兩個峰值的出現時刻點稍有滯后，且第一峰值均大于穿戴下肢外骨骼前的第一峰值，第二峰值均小于穿戴下肢外骨骼前的第二峰值，這表明穿戴下肢外骨骼行走后人體對其有一個適應過程，增加了人與下肢外骨骼相互作用的時間，導致肌肉力的產生時刻點滯后。
穿戴下肢外骨骼前，股內側肌的拉伸力峰值出現在 50% 步態周期，而肌肉離心收縮速度的峰值出現在預擺期（50%～60% 步態周期）；股內側肌的收縮力峰值出現在擺動前期（60%～70% 步態周期），而肌肉向心收縮速度的峰值出現在 70% 步態周期（如圖 3、圖 5 所示），肌肉力峰值與肌肉收縮速度峰值出現的時刻點沒有嚴格一致，這與 Hatze[17]的研究結果不完全相符，原因可能是該研究的速度—張力關系是在最優長度（肌肉產生最大等長收縮力的長度）的前提下得到的，而在日常行走中肌肉收縮長度是不斷變化的，因此研究結果的差異就可以得到合理的解釋。
Vance 等[18]的研究結果表明肌肉力越大，對應的肌肉長度也越大。而本研究結果顯示（如圖 6 所示）隨著股直肌長度的增加，肌肉力并沒有增加，這可能是因為 Vance 等[18]的長度—力曲線是在等張收縮條件下得到的，即保持肌肉力在整個縮短范圍內不變的前提下得到的。但在大多數的日常活動中，在重力載荷的作用下，肌肉力是變化的，而等張收縮僅僅是肌肉力學特性中的特例。
如圖 6 所示，隨著肌肉長度的增加在 50% 步態周期時肌肉力出現峰值，然后肌肉長度繼續增加肌肉力反而減小，這一結果與 Gordon 等[19]的“倒 U 型”肌節長度—張力關系一致，即隨著肌肉收縮長度的增加肌肉力也隨之增加，當肌肉收縮長度達到某一特定水平后，肌肉力最大；若繼續增大肌肉長度，肌肉力則反而減小。
4 結論
為了更全面地分析評價下肢外骨骼對人體步態特性的影響，進而為下肢外骨骼的設計、優化提供參考方向，本文利用三維運動捕捉系統獲取了健康成年男性的下肢運動學數據，在獲取到的下肢運動學數據的基礎上，將簡化后的下肢外骨骼模型和人體模型導入人體生物力學分析軟件 Anybody 中，以人體下肢各關節在矢狀面上的關節角度作為下肢外骨骼仿真分析的驅動數據完成了人—機系統仿真模擬，并獲得了穿戴下肢外骨骼前后人體下肢主要肌肉參數的仿真數據，最后對試驗結果進行對比分析。分析結果表明，下肢外骨骼對脛骨前肌肌肉長度的影響最顯著，幅值差異最明顯，穿戴下肢外骨骼后動力學參數滿足正常步態參數，但會出現個別肌肉力會突增的現象。造成這種情況的原因有兩方面，一方面是由于肌肉突然做大幅度離心收縮運動，另一方面是由于下肢外骨骼的桿長與人體的體段長不完全吻合。因此，為了避免下肢外骨骼突然地大幅度運動引起個別肌肉力突增，可在下肢外骨骼的控制系統設計中選擇響應速度更快、跟隨性更好、穩定性更高的控制方案，從而減少下肢外骨骼各關節在行走中的驟然沖擊，保證其運動軌跡的平緩。此外，在設計下肢外骨骼的機械結構時可加入無極可調裝置，根據我國成年人人體尺寸國家標準（GB10000-88）[20]中的人體基本尺寸數據，將大腿桿桿長調節范圍設定為 470～530 mm，將小腿桿桿長調節范圍設定為 350～420 mm，將腰部寬度調節范圍設定為 390～600 mm，使下肢外骨骼各段桿長可以盡量調整以適應不同使用者的體段長度，進而提高下肢外骨骼和穿戴者的協調統一性，改善穿戴下肢外骨骼后個別肌肉力突增的情況。
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
