截瘫指由胸腰段脊椎管内神经功能改变造成的损伤进而导致的下肢瘫痪,分为完全性和非完全性截瘫[1]。脊髓损伤后,患者由于长期卧床和缺乏运动,会相应地出现一些并发症如褥疮、骨质疏松、肌肉萎缩、血压低、深静脉血栓形成等等[2-3]。研究表明,站立和行走能够有效降低截瘫患者上述并发症的产生,并具有改善心血管系统、促进肠道规律性等益处。此外,站立和行走可以提高截瘫患者日常生活能力和社会参与程度[4]。
无动力外骨骼目前在临床上被广泛用于辅助截瘫患者站立和行走,具有代表性的无动力式外骨骼包括膝-踝-足矫形器(KAFO)、往复式截瘫步行器(RGO)、改良式往复式截瘫步行器(ARGO)等[5]。这些外骨骼针对截瘫患者存在下肢肌肉无力及无法支配的状况,为关节提供了外部支撑,帮助患者保持站立,通过患者残存肌肉代偿作用,使患者实现迈步行走。由于损伤部位和损伤程度不同,患者保留的运动和感觉功能存在差异性,例如腰骶段脊髓损伤患者具有屈/伸髋能力,而胸段损伤的患者则不具备该能力[6]。学者们通过实验对无动力外骨骼适配性进行了研究,Sharma和Leimkuehler等发现KAFO适用于腰1(L1)或损伤平面更低的患者,而上述3种无动力外骨骼不能对胸段脊髓损伤患者之间的差异性提供精准化助行[7-8]。
行走过程中,处于支撑期的一侧下肢从站立中期到站立后期髋关节做负功[9]。这些能量可储存于弹簧中,在摆动期辅助患者屈髋迈步。基于此原理,本文设计了无动力储能式截瘫助行外骨骼(见图 1),实验证明与KAFO和RGO相比,该外骨骼能够提高胸10(T10)截瘫患者行走的速度和增加其步长[10]。为满足不同身高、体重和损伤情况的患者精准化助行的需求,该外骨骼储能弹簧1和2两端均可沿相应的滑道移动,进行无级调节。弹簧1和2作为标准元件,其刚度和原长(弹簧1和2原长分别为50和75 mm)则设计为常量。
针对外骨骼弹簧刚度参数选择问题,本文建立单侧下肢从站立中期到站立后期逆动力学模型,并通过优化的方法选择能够适用于身高和体重在百分位数P1~P99间的患者的外骨骼弹簧刚度参数。
1 下肢动力学建模 1.1 人体髋关节力矩为研究人体髋关节力矩,本文在矢状面建立下肢动力学模型。模型由2个刚体和1个自由度构成:行走时,外骨骼膝关节锁定,无自由度,因此将大腿和小腿视为一个刚体;外骨骼小腿托为高分子材料,具有弹性,行走过程中脚踝产生背屈,因此将脚视为一个刚体。在一个步态周期中,单侧下肢从站立中期到站立后期的运动可简化为脚部固定不动,腿部绕脚踝旋转[11],下肢受力分析如图 2所示。
对脚部进行受力分析,根据Newton-Euler公式得到:
$ {F_{{\rm{A}}x}} - {F_{{\rm{GRF}}x}} = 0, $ | (1) |
$ {F_{{\rm{A}}y}} - {F_{{\rm{GRF}}y}} - {m_f}g = 0, $ | (2) |
$ {M_{\rm{A}}} + {m_{\rm{f}}}g{L_{{\rm{fp}}}} + {F_{{\rm{GRF}}x}}{H_{\rm{f}}} - {F_{{\rm{GRF}}y}}{L_{{\rm{AG}}}} = 0. $ | (3) |
其中:FAx和FAy分别为踝关节水平和竖直方向分力,FGRFx和FGRFy分别为地面反力水平和竖直方向分力,mf为脚部重量,Hf为脚踝到地面高度,Lfp和LAG分别为脚部质心和足底压力中心到踝关节水平距离,MA为踝关节力矩。
同理,对腿部进行受力分析,根据Newton-Euler公式得到:
$ {F_{{\rm{H}}x}} - {F_{{\rm{A}}x}} = {m_1}{L_{1{\rm{d}}}}\ddot \theta \cos \theta - {m_1}{L_{1{\rm{d}}}}{{\dot \theta }^2}\sin \theta , $ | (4) |
$ {F_{{\rm{H}}y}} - {F_{{\rm{A}}y}} = - {m_1}{L_{1{\rm{d}}}}\ddot \theta \sin \theta - {m_1}{L_{1{\rm{d}}}}{{\dot \theta }^2}\cos \theta , $ | (5) |
$ \begin{array}{*{20}{c}} {{M_{\rm{H}}} - {M_{\rm{A}}} + {m_1}g{L_{1{\rm{d}}}}\sin \theta + }\\ {{F_{{\rm{H}}x}}{L_l}\cos \theta - {F_{{\rm{H}}y}}{L_1}\sin \theta = {I_1}\ddot \theta ,} \end{array} $ | (6) |
$ {I_1} = {m_1}R_1^2. $ | (7) |
其中:FHx和FHy分别为髋关节水平和竖直方向分力;ml为腿部重量;Lld为腿部质心到脚踝距离;Ll为腿长;θ为髋关节伸展角度,单位为(°);MH为踝关节力矩;Il为腿部转动惯量;Rl为腿部回转半径。
根据式(1)—(7),得到髋关节力矩:
$ \begin{array}{*{20}{c}} {{M_{\rm{H}}} = {F_{{\rm{GRF}}y}}{L_{{\rm{AG}}}} - {m_{\rm{f}}}g{L_{{\rm{fp}}}} - {F_{{\rm{GRF}}x}}{H_{\rm{f}}} - }\\ {{m_1}g{L_{1{\rm{d}}}}\sin \theta - {F_{{\rm{GRF}}x}}{L_1}\cos \theta - {m_1}{L_{1{\rm{d}}}}{L_1}\ddot \theta + }\\ {{m_{\rm{f}}}g{L_1}\sin \theta - {F_{{\rm{GRF}}y}}{L_1}\sin \theta + {m_1}g{L_1}\sin \theta + {m_1}R_1^2.} \end{array} $ | (8) |
根据Johnson等[12]对截瘫患者使用无动力外骨骼行走机理研究,得到髋关节角度从站立中期到站立后期与步态周期百分比关系:
$ \theta = - 94.1 + 4.53t - 0.045{t^2}. $ | (9) |
其中t为步态周期百分比。
行走过程中足底压力中心(COP)到脚后跟距离与步态周期百分比近似成线性关系[13],进而得到COP到脚踝水平距离:
$ {L_{{\rm{AG}}}} = \left( {0.013t + 0.24} \right){L_{\rm{f}}} - {L_{{\rm{AH}}}}. $ | (10) |
根据Fineberg等[14]对截瘫患者使用外骨骼行走在一个步态周期内竖直地反力变化研究,得到髋关节从站立中到站立后期地面反力竖直方向分力与体重关系:
$ \begin{array}{*{20}{c}} {{F_{{\rm{GRF}}y}} = 0.01 \cdot \left( {215.33 - 14.32t + } \right.}\\ {\left. {0.38{t^2} - 0.003{t^3}} \right)Wg.} \end{array} $ | (11) |
其中:W为体重,单位为kg;g为重力加速度,本文取9.8 m/s2。
文[12, 15]发现截瘫患者行走过程中地面反力水平方向分力FGRFx非常小,因此忽略FGRFx作用;患者行走速度缓慢,因此忽略髋关节角加速度
$ \begin{array}{l} {M_{\rm{H}}} = \left( { - 2.99 \times {{10}^{ - 5}}{T^2} + 4.26 \times {{10}^{ - 4}}\sqrt {{T^3}} - } \right.\\ \;\;\;\;\;\;\;\;\;\;8.91 \times {10^{ - 4}}T - 1.16 \times {10^{ - 2}}\sqrt T + 6.34 \times \\ \;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\left. {{{10}^{ - 2}}} \right)WgH + \left( { - 1.57 \times {{10}^{ - 3}}\sqrt {{T^3}} + } \right.\\ \;\;\;\;\;\;\;\;\;\;7.95 \times {10^{ - 3}}T + 2.63 \times {10^{ - 2}}\sqrt T - \\ \;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\left. {3.67 \times {{10}^{ - 1}}} \right)WgH\sin \theta ; \end{array} $ | (12) |
$ T = 19.89 - \theta ,0 \le \theta \le 19.5. $ | (13) |
部位 | 长度 | 质量 | 回转半径(远心端) |
脚 | Lf=0.152H Hf=0.039H Lfp=0.5Lf LAH=0.328Lf |
mf=0.0145W | |
腿 | Ll=0.491H Lld=0.553Ll |
ml=0.161W | Rl=0.65Ll |
1.2 弹簧力矩
以无动力储能式外骨骼髋关节转轴为原点,建立坐标系(见图 4)。根据文[16]提供数据得到中等身材人体髂前上棘A、髂后上棘P、大转子O在矢状面投影点坐标:A为(0.056, 0.05),P为(—0.075, 0.065),O为(0, 0)。OA、OP、OG和OF为滑道1—4,A、P、O、G、F为相应的滑道端点,G为(0.07, 0),F为(0, -0.1)。
B(B′)和D为弹簧1的端点,C(C′)和E为弹簧2的端点,令弹簧1端点B与滑道端点G重合(B′与G′重合),弹簧2端点C与滑道端点F重合(C′与F′重合),D(xD,yD)和E(xE,yE)分别沿AP和OP移动,设
$ {t_1} = \frac{{{l_{AD}}}}{{{l_{AP}}}}, $ |
$ {t_2} = \frac{{{l_{OE}}}}{{{l_{OP}}}}, $ |
其中lAD、lAP、lOE和lOP分别为AD、AP、OE和OP的长度。
则
$ {x_D} = 0.056 - 0.131{t_1}, $ |
$ {y_D} = 0.05 + 0.015{t_1}, $ |
$ {x_E} = - 0.075{t_3}, $ |
$ {y_E} = 0.065{t_3}. $ |
弹簧1和2相对于O点的力矩M1和M2为
$ {M_1} = {F_1}{L_1}, $ |
$ {M_2} = {F_2}{L_2}. $ |
其中:F1和F2分别为弹簧1和2拉力,L1和L2分别为弹簧1和2力臂,L1为O到B′D的距离;L2为O到C′E的距离。弹簧1和2原长分别为0.05和0.075 m,k1和k2分别为弹簧1和2的刚度。F1、F2、L1和L2为
$ {F_1} = {k_1}\left( {\sqrt {{{\left( {{X_D} - {X_D}\cos \theta } \right)}^2} + {{\left( {{Y_D} - {Y_D}\sin \theta } \right)}^2}} - 0.05} \right), $ | (14) |
$ {F_2} = {k_2}\left( {\sqrt {{{\left( {{X_E} - {Y_C}\sin \theta } \right)}^2} + {{\left( {{Y_E} - {Y_C}\cos \theta } \right)}^2}} - 0.075} \right), $ | (15) |
$ {L_1} = \frac{{\left| {{X_B}{X_D}\sin \theta + {X_B}{y_D}\cos \theta } \right|}}{{\sqrt {{{\left( {{y_D} + {X_B}\sin \theta } \right)}^2} + {{\left( {{X_D} + {X_B}\cos \theta } \right)}^2}} }}, $ | (16) |
$ {L_2} = \frac{{\left| {{X_E}{y_C}\cos \theta - {y_E}{y_C}\sin \theta } \right|}}{{\sqrt {{{\left( {{y_E} - {y_C}\cos \theta } \right)}^2} + {{\left( {{X_E} - {y_C}\sin \theta } \right)}^2}} }}. $ | (17) |
无动力截瘫助行外骨骼采用双弹簧目的在于:1)行走时,通过弹簧将单侧下肢从站立中期到站立后期过程中,髋关节所做的功转化为弹性势能并储存;2)站立时,弹簧1和2相对于O点的力矩相等或接近,增加患者站立稳定性。假设增加弹簧后,截瘫患者行走步态不发生改变。人体髋关节、弹簧1和2产生力矩的和为
$ M\left( {\theta ,{k_1},{k_2},{t_1},{t_2}} \right) = - {M_{\rm{H}}} - {M_1} + {M_2}. $ | (18) |
优化设计的目标是选择最优的k1、k2、t1和t2参数组合,使髋关节从站立中期到站立后期所做功尽可能储存在弹簧中,定义优化目标函数为
$ {\rm{Min}}\int_0^{19.5} {\left| {M\left( {\theta ,{k_1},{k_2},{t_1},{t_2}} \right)} \right|{\rm{d}}\theta } . $ |
无动力储能外骨骼弹簧刚度的设计约束有2类:站立稳定性约束和边界约束。截瘫患者站立状态下(θ=0)力线与正常人不同,其下肢及骨盆前倾,躯干后倾,患者髋关节力矩不为零[17]。为使患者站立时髋关节尽量不受弹簧力矩干扰,站立稳定性约束条件为
$ \left| {{M_1} - {M_2} - 0.017WH} \right| \le 1, $ |
边界约束条件为
$ 0 \le {t_1} \le 1, $ |
$ 0 \le {t_2} \le 1, $ |
$ 0 \le {k_1} \le 5500, $ |
$ 0 \le {k_2} \le 2500. $ |
根据《中国成年人人体尺寸(GB/T 10000-1988)》提供数据,中国成年人身高、体重P1和P99信息如表 2所示。将中国成年人身高、体重P1和P99对应的值作为边界值,涵盖了患者因脊髓损伤引起的变化后的体重阈值,设置身高步长0.025 m,体重步长1 kg,运用Matlab优化工具箱函数fmincon求解在不同身高、体重组合条件下,使
通过上述优化方法,得到不同身高、体重组合情况下弹簧刚度k1和k2(见图 5)以及相对应的髋关节、弹簧力矩和绝对值的积分
从上述优化结果中筛选出身体质量指数(BMI)在18.5~24.99范围内的身高、体重组合所对应的k1和k2,并绘制直方图(见图 7)。本文对满足条件的k1、k2进行S-W(Shapiro-Wilk)检验,判断其是否满足正态分布。结果显示k1呈正态分布(p=0.061),集中在2 500~3 500 N/m范围内,本文选择k1的中位数3 180 N/m作为无动力储能式截瘫助行外骨骼弹簧1刚度参数;k2不呈正态分布(p<0.05),中位数小于平均值,由于k2集中在700~1 600 N/m,选择k2的中位数1 279 N/m作为无动力储能式截瘫助行外骨骼弹簧2刚度参数。有关k1、k2计算结果如表 3所示。
3 结论
站立和行走能够有效降低脊髓损伤并发症的产生,对截瘫患者生理和心理层面均有积极作用。通过调节无动力储能式截瘫助行外骨骼储能弹簧端点位置,可为不同身高、体重和损伤情况的患者提供精准化助行。储能弹簧作为外骨骼标准化元件,其刚度为固定值,需通过优化方法进行选择。
本文针对该外骨骼储能弹簧刚度参数选择问题,首先建立了截瘫患者穿戴无动力储能式截瘫助行外骨骼单侧下肢从站立中期到站立后期动力学模型,得到人体髋关节力矩与身高、体重、髋关节角度关系,并提出以人体髋关节和弹簧力矩之和的绝对值的积分为优化目标的弹簧刚度优化设计方法。最后,选择弹簧1和2刚度的中位数3 180和1 279 N/m作为无动力储能式截瘫助行外骨骼储能弹簧刚度参数。
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