基于輔助座板的老年人輔助站立系統(tǒng)研究

張 彤，雷云菁，宋義林

(黑龍江大學(xué) 機電工程學(xué)院，哈爾濱 150080)

0 引 言

站立運動是普通人日常生活中最基本的運動之一[1-2]。站立過程中膝關(guān)節(jié)力量的大小是站立運動實現(xiàn)的重要因素。然而，老年人由于身體平衡能力減退、肌肉力量下降、關(guān)節(jié)老化與磨損加重以及其它各種關(guān)節(jié)疾病的出現(xiàn)，會引起運動系統(tǒng)的衰退及下肢力量不足，導(dǎo)致站立困難[3-4]。研究表明，適當(dāng)?shù)倪\動及步行鍛煉對延緩老年人衰老有重要作用[5]。Miyake N等[6]研究表明，影響老年人站立困難的原因是身體平衡感下降導(dǎo)致站立過程中身體前傾幅度減小，膝關(guān)節(jié)力矩變大，下肢肌肉力量不足等。為改善失能/半失能以及因各種原因?qū)е抡玖⒗щy老年人的健康狀況和生活質(zhì)量，開發(fā)輔助站立系統(tǒng)、幫助老年人實現(xiàn)站立十分必要。

輔助站立系統(tǒng)主要包括2個方面：輔助站立裝置和輔助運動軌跡。國內(nèi)外開發(fā)的輔助站立裝置按照輔助部位不同可分為3類：以上肢作為輔助支持部位；以上身軀干為輔助支持部位；以髖關(guān)節(jié)或臀部為輔助支持部位。主要的輔助站立裝置有：輔助站立移步機、輔助下肢康復(fù)裝置、輔助站立床和輔助站立座椅等。輔助裝置的運動軌跡主要有4種：參照年輕人站立運動時肩關(guān)節(jié)或髖關(guān)節(jié)的運動軌跡；參照輔助對象在看護(hù)人員輔助下各關(guān)節(jié)角度變化的運動軌跡；根據(jù)站立運動過程關(guān)節(jié)角度約束條件規(guī)劃的運動軌跡；實時控制調(diào)節(jié)的運動軌跡[7]。每一個輔助部位都有其自身的特點和適用對象。例如，以手臂作為輔助部位的裝置主要適用于上肢力量強的人群；以上身軀干為輔助部位的移位裝置適用于上肢力量弱但上身可以借助于防護(hù)馬甲的人群；以髖關(guān)節(jié)、臀部作為輔助部位的裝置適用于上肢、上身軀干的力量都不強的人群。

本研究基于人機工程學(xué)原理并考慮以老年人為對象的應(yīng)用特點，提出了基于輔助座板的輔助站立方案，確定了輔助站立模式和輔助座板運動軌跡，開發(fā)了輔助站立裝置。該輔助站立系統(tǒng)在有效輔助老年人站立的同時，能使老年人自身的力量也參與其中，避免其長時間使用對系統(tǒng)產(chǎn)生依賴、加速下肢關(guān)節(jié)力量退化。實驗結(jié)果表明，輔助站立系統(tǒng)基本達(dá)到了預(yù)期的輔助效果。

1 體站立過程分析

站立運動過程主要是指依靠人體自身的力量實現(xiàn)重心從靜止?fàn)顟B(tài)到動態(tài)平衡的連續(xù)過程。一般認(rèn)為站立過程可分為3個階段[8-9]：①站立準(zhǔn)備階段：身體軀干前傾，人體重心前移，下肢肌肉收縮為提供站立過程所需的動力做準(zhǔn)備；②站立過渡階段：大腿離開座椅座板開始繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動，身體軀干繞髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動；③站立穩(wěn)定階段：膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)運動到最大角度，重心達(dá)到最高點，身體完全站立，下肢肌肉保持站立平衡。

人體站立運動可認(rèn)為是關(guān)于正中矢狀面對稱的一種平面運動。即通過人體的正中線將人體分為左右對稱兩部分的平面。因此，可將人體站立力學(xué)模型簡化為正中矢狀面內(nèi)具有3個自由度的二維運動模型[10]。為了方便分析與計算，可將人體結(jié)構(gòu)簡化為3個部分：上身軀干部分、大腿部分和小腿部分。其中，上身軀干部分在運動過程中可視為一個整體，包括身體軀干、上臂和頭頸。小腿部分包括小腿和足部。另外，人體關(guān)節(jié)處有自身潤滑作用，可將其視為無摩擦的旋轉(zhuǎn)運動副。因此，可將起立過程中的人體簡化為由上身軀干、大腿及小腿構(gòu)成的平面內(nèi)的三連桿機構(gòu)運動模型。以老年人站立運動為研究對象時，考慮到動作速度緩慢，站立過程產(chǎn)生的慣性力很小，可認(rèn)為無輔助站立運動時僅受自身重力、地面上的支反力以及關(guān)節(jié)處內(nèi)力的作用。

圖1 無輔助站立時人體受力模型Fig.1 Human body mechanics model when standing without assistance

無輔助時人體站立過程的受力模型見圖1。事實上，無輔助站立運動人體只受到2個外力的作用，人體的自重G(mg)和地面給人的支反力F。根據(jù)力的平衡原理，人體站立過程中的任一平衡位置上這兩個力總是大小相等、方向相反，作用在同一條鉛垂線上。并且，這條鉛垂線與地面的交點必須落在腳掌的有效支撐范圍內(nèi)。否則，人體就不會有穩(wěn)定的位置，或者倒向后面，或者撲倒在前方。這也是人在站立時小腿、大腿、軀干不斷調(diào)節(jié)角度并自動調(diào)節(jié)重心位置的原因。另一方面，人體在站立過程中，人體自重始終是以阻力矩的形式存在，要想實現(xiàn)站立人體就必須由肌肉產(chǎn)生主動力矩來克服這個阻力矩，從而使大腿及上身軀干部分繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動。其運動條件為

Mx≥Gl1

(1)

因此，人體各部分在站立過程中的主動調(diào)節(jié)有兩個作用：①使重心的位置落在腳掌的有效支持范圍內(nèi)，獲得穩(wěn)定支撐；②使重心的位置離膝蓋關(guān)節(jié)更近，減小所需人體肌肉產(chǎn)生的力矩。

2 輔助站立模式的確定與裝置開發(fā)

2.1 輔助站立模式的確定

老年人站立困難的原因：①身體的調(diào)節(jié)能力差，重心不易調(diào)節(jié)到合適的位置；②肌肉產(chǎn)生的力矩不足，甚至難以克服由自重引起的阻力矩的作用。因此，輔助站立系統(tǒng)的功能是將人體重心盡可能調(diào)節(jié)到具有穩(wěn)定支撐的位置并靠近膝關(guān)節(jié)，減少肌肉主動力矩的輸出。

目前市面上售賣的家庭輔助站立座椅是通過座椅座板的單一旋轉(zhuǎn)運動來輔助人體完成站立,見圖2(a)，座椅座板在旋轉(zhuǎn)時需要很大的推力，而在快要完成站立時推力會產(chǎn)生較大的水平方向分力推人向前運動。然而，為了減少座板水平分力對人的前推作用，將輔助座板設(shè)計成以水平姿態(tài)垂直向上抬升、轉(zhuǎn)移部分重量到腳掌處來輔助人體完成站立(圖2(b))，若在輔助座板上坐的靠后，此時，易將人體整體抬起，使兩腳不得已離開地面；若坐的靠前，則易使人滑離座椅座板。另外，座板抬升的過高，還會使人體大腿部感到不適。

合理的輔助運動模式應(yīng)包含人坐在輔助座板上的合適位置，以及輔助座板合理的運動軌跡。實驗發(fā)現(xiàn)，當(dāng)人體臀部坐在離輔助座板邊緣約100 mm處，座椅座板呈水平姿態(tài)垂直抬升時一般不會將人整體抬起，也不會輕易使人滑離座板。實驗還發(fā)現(xiàn)，座椅座板水平抬升的高度應(yīng)盡量高一些，這對完成輔助站立運動有利。然而，座板的水平抬升高度受到大腿舒適度的限制。

本研究提出了一種基于輔助座板的輔助站立模式，見圖2(c)。其主要內(nèi)容包含2個方面：坐位和座板運動。坐位：要求輔助站立時人體的臀部坐在離輔助座板邊緣往里約100 mm處。輔助站立過程中的座板運動：分為兩個階段。第一階段，輔助座板以水平姿態(tài)抬升同時繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動，對應(yīng)于膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動角度(從水平方向算起)為α1；第二階段，輔助座板邊繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動邊繞自身鉸點轉(zhuǎn)動，至輔助站立結(jié)束，對應(yīng)于膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動角度為α2，座板自身轉(zhuǎn)動角度為△α=α2-α1。α1由輔助座板抬高過程中大腿的舒適度決定；α2由輔助站立終了時剩余阻力矩決定。老年人站立運動過程中若膝關(guān)節(jié)阻力矩超過0.5 N·m·kg-1[11]，站立困難；在0.5 N·m·kg-1以下，一般可自力站立。為了避免老年人在使用站立輔助系統(tǒng)后產(chǎn)生過度依賴，在確定輔助站立模式時，考慮將老年人自身的力量也參與其中。因此，以膝關(guān)節(jié)阻力矩Mx≤0.5 N·m·kg-1作為結(jié)束輔助站立的依據(jù)，即，α2為膝關(guān)節(jié)阻力矩為0.5 N·m·kg-1時所對應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動角度。

圖2基于座板的輔助站立模式Fig.2 Assistive standing mode based on seat plate

為了獲得α1、α2，搭建了可以同時測定大腿繞膝關(guān)節(jié)的角度和人體重心位置的實驗平臺，選擇年齡在24～28歲、身高在161～188 cm、體重在46～81 kg的12名實驗者參與實驗。大腿繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動的角度通過記錄站立過程中髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的位置信息來確定。人體重心位置是通過4個力傳感器形成的稱重平臺來獲得。在確定α1值時，將輔助座板按前面確定的運動規(guī)律，以5 cm的梯度逐次升高，每升高1個高度讓實驗者按照自然的站立方式完成6次站立運動實驗。其中，前3次為適應(yīng)練習(xí)，后3次為正式實驗，記錄坐高與α1的實驗數(shù)據(jù)，直到實驗者感到不舒適的高度為止。與此同時，每一次站立過程中身體重心對膝關(guān)節(jié)的阻力矩及其對應(yīng)的大腿繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動的角度，得到阻力矩0.5 N·m·kg-1對應(yīng)的角度α2。實驗得到α1的值為38°±4°，α2的值為57°±13°，相關(guān)性分析顯示，α1與實驗者身高呈弱相關(guān)，與實驗者身高呈弱相關(guān)、與實驗者體重呈低相關(guān)。

2.2 站立輔助裝置開發(fā)

根據(jù)輔助座板運動軌跡(圖2(c))，進(jìn)行了站立輔助裝置的開發(fā)設(shè)計。輔助裝置采用了平行四邊形機構(gòu)運動、雙電動推桿驅(qū)動的結(jié)構(gòu)方案。當(dāng)人體從坐姿開始輔助站立到α1期間，電動推桿1勻速驅(qū)動平行四邊形機構(gòu)的連架桿使連桿上的座板進(jìn)行平動，電動推桿2不動作；當(dāng)輔助站立從α1到α2期間，電動推桿1繼續(xù)勻速驅(qū)動平行四邊機構(gòu)，與此同時電動推桿2勻速驅(qū)動座板的一端使其繞另一端的鉸點轉(zhuǎn)動，直至達(dá)到大腿的角度為α2輔助結(jié)束。兩個電動推桿全部采用步進(jìn)電機驅(qū)動，單板機控制，使其實現(xiàn)勻速推進(jìn)。

開發(fā)的站立輔助裝置見圖3。由圖3(a)可見，該裝置主要由電動推桿1、電動推桿2、座板框架3、座椅座板4、連架桿5和底座6組成。為使輔助站立裝置驅(qū)動平穩(wěn)，電動推桿1和電動推桿2均采用了雙推桿結(jié)構(gòu)。輔助座板4安裝在平行四邊形機構(gòu)的連桿上，在平行四邊形的最低位置時，座椅座板的高度正好為使大腿角度基本處于0°的狀態(tài)。此時，輔助座板的支架由底座6支撐。

圖3 輔助站立裝置Fig.3 Assistive standing device

圖4 輔助站立系統(tǒng)有效性評價實驗平臺Fig.4 Experimental platform for effectiveness evaluation of assistive standing system

3 輔助站立系統(tǒng)的有效性評價

考慮到身高不同對座椅座板的高度要求不同，本評價選擇身高171～180 cm的6位身高不等的實驗者進(jìn)行了有輔助站立運動實驗。評價分為2個方面：①以膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值為指標(biāo)，比較人體站立運動在有、無輔助情況下的膝關(guān)節(jié)力矩峰值的變化，并且觀察在有輔助站立運動過程中輔助周期的影響以及輔助結(jié)束時的膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值是否降至0.5 N·m·kg-1以下；②以下肢肌肉的表面肌電信號峰值為指標(biāo)，比較人體站立運動在有、無輔助情況下下肢肌肉提供力量的變化。

輔助站立系統(tǒng)有效性評價實驗平臺見圖4。實驗平臺由重心檢測平臺1和輔助力檢測平臺2組成。重心檢測平臺主要用來檢測人體的質(zhì)量和站立過程中重心位置的變化，由4個稱重傳感器支撐；輔助力檢測平臺是由本研究開發(fā)的輔助站立裝置3與底板組成，輔助站立裝置安裝在底板上，底板由4個力傳感器支撐并置于重心檢測平臺之上，用于檢測站立過程中輔助力的大小和位置。膝關(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)和軀干的位置則是通過粘貼上的標(biāo)記點由圖像處理來獲得。在考核下肢肌肉在站立運動過程中的貢獻(xiàn)情況時，采用了較易檢測的表面肌電信號作為參考指標(biāo)，并參考相關(guān)研究資料選擇股直肌與脛骨前肌為信號采集源，用LabVIEW軟件進(jìn)行采集和保存。

實驗步驟包括：對實驗者下肢肌肉電極粘貼處進(jìn)行清洗，粘貼電極并調(diào)試好；進(jìn)行無輔助站立運動實驗；進(jìn)行有輔助站立運動實驗；數(shù)據(jù)采集并保存。每一個站立實驗項目均進(jìn)行4次站立運動，前3次為實驗練習(xí)，最后1次為正式實驗，采集和記錄數(shù)據(jù)。每一次站立運動完成后要休息5 min，使肌肉得到充分放松。有輔助站立運動實驗時，從輔助開始到輔助結(jié)束設(shè)定了不同的輔助周期，分別為20 s、25 s、30 s和35 s。實驗中實驗者的上身和上肢沒有附加約束，站立時可自由調(diào)節(jié)。

其中1位實驗者在無輔助站立運動時關(guān)節(jié)角度、座椅座板所承受的人體質(zhì)量和膝關(guān)節(jié)阻力矩等的變化情況見圖5(a)。由圖5(a)可見，在無輔助站立過程的第一階段，隨著人體臀部的逐漸抬起，身體軀干前傾幅度增加，座椅座板所承受的人體質(zhì)量越來越小，膝關(guān)節(jié)的阻力矩逐漸增大。當(dāng)臀部完全離開座椅座板時，身體軀干與水平方向的角度為最小值17.5°，大腿與水平方向的角度為20°，座椅座板所承受的身體質(zhì)量為0，膝關(guān)節(jié)阻力矩達(dá)到最大值，約為0.8 N·m·kg-1；在站立運動過程第二階段，隨著大腿角度繼續(xù)增加，在人體各部位的調(diào)節(jié)作用下，身體軀干角度開始逐漸增大，膝關(guān)節(jié)阻力矩逐漸減??；在站立運動過程第三階段，隨著站立運動的進(jìn)行，大腿角度與身體軀干角度逐漸趨于穩(wěn)定，膝關(guān)節(jié)阻力矩也隨之穩(wěn)定，站立運動結(jié)束。

對應(yīng)的實驗者在站立運動過程中股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號變化情況見圖5(b)。由圖5(b)可見，在無輔助站立過程中，股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號均呈現(xiàn)出先平穩(wěn)再增加后減小的變化趨勢，而且它們在膝關(guān)節(jié)阻力矩達(dá)到最大值的前后也分別達(dá)到最大值。其中，脛骨前肌的肌電信號變化劇烈，說明脛骨前肌對人體站立過程的影響更大，信號峰值達(dá)到了0.31 V。同時，股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號峰值存在時間差，表明兩肌肉在站立運動過程中發(fā)揮主要作用的時間段有所不同。

圖5 實驗者在無輔助時的站立運動Fig.5 Standing movement of an experimenter without assistance

同一名實驗者在輔助周期為30 s時的有輔助站立運動情況見圖6。圖6(a)中，0～T1為輔助站立準(zhǔn)備階段，T1～T2為輔助座板隨平行四邊形機構(gòu)的平動階段，T2～T3為輔助座板邊平動邊自身轉(zhuǎn)動至輔助結(jié)束階段， T3～T4為實驗者自主站立階段。在輔助準(zhǔn)備階段，與無輔助站立運動基本相同，實驗者的身體軀干稍向前傾，實驗者在輔助開始時刻身體軀干的角度為63.6°。在輔助座板平動階段，大腿角度保持勻速增加，由于輔助系統(tǒng)的作用，實驗者的軀干部分無需進(jìn)一步前傾，甚至有微微抬起的趨勢，輔助座板所承受的身體質(zhì)量緩慢減少，膝關(guān)節(jié)基本不承受阻力矩作用。在輔助座板自身旋轉(zhuǎn)階段，實驗者身體軀干快速前傾，人體重心前移，輔助座板所承受的人體質(zhì)量越來越小，提供的輔助支持力也越來越小，膝關(guān)節(jié)阻力矩開始增加；至輔助完全結(jié)束時刻，臀部完全離開座板，大腿與水平方向的角度為63.3°，身體軀干與水平方向的角度為36.4°，輔助支持力減為0，膝關(guān)節(jié)阻力矩達(dá)到峰值為0.43 N·m·kg-1。在自主站立階段，人體依靠自身力量來完成剩余的站立運動，此階段的運動過程與無輔助站立運動過程基本相似，大腿角度繼續(xù)增加，軀干角度徐徐增大，重心前移，膝關(guān)節(jié)阻力矩逐漸減小，在大腿與軀干等部位的配合作用下逐漸完成站立并達(dá)到穩(wěn)定。在整個站立運動過程中膝關(guān)節(jié)阻力矩始終小于0.5 N·m·kg-1。同時，比較圖6(b)與圖5(b)可見，股直肌與脛骨前肌表面肌電信號的幅值與無輔助時相比有明顯的減少，脛骨前肌的肌電信號峰值僅有0.06 V，減小的幅度為80.6%，表明實驗者在有輔助站立運動過程中需要的肌肉力量確實減小很多，但其與阻力矩的減小并非呈線性關(guān)系。此外，由于輔助結(jié)束時膝關(guān)節(jié)尚有剩余阻力矩的作用，最終站立前下肢肌肉還需要產(chǎn)生一定的主動力。

圖6 實驗者在有輔助時周期為30 s的站立運動Fig.6 Experimenter’s standing movement with a period of 30 s when assisted

圖7 實驗者在有無輔助時阻力矩峰值與表面肌電信號峰值的比較Fig.7 Comparison of peak resistance moment and peak surface EMG signal with or without assistance

6名實驗者在無輔助時及有輔助的4種不同輔助周期下的膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值和脛骨前肌表面肌電信號峰值的情況見圖7。由圖7可見：①6名實驗者在有輔助時4種不同輔助周期下的膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值和與其自身在無輔助時相比均有明顯減少，阻力矩峰值平均減小幅度為54.2%，表面肌電信號峰值平均減小幅度為74.3%;②雖然在輔助周期20 s及25 s時，個別實驗者在輔助結(jié)束時的膝關(guān)節(jié)剩余阻力矩沒有降到0.5 N·m·kg-1以下，但在輔助周期30 s與35 s時，6名實驗者的膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值均小于0.5 N·m·kg-1，達(dá)到了本研究所設(shè)定的目標(biāo)。說明，輔助結(jié)束的角度與個人的站立運動模式有差異性，但給以足夠的站立準(zhǔn)備和自我協(xié)調(diào)時間，均會有效降低膝關(guān)節(jié)剩余阻力矩，對站立緩慢的老年人更加有益;③ 6名實驗者在輔助周期20 s、25 s、30 s和35 s情況下，膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值的平均減小幅度分別為55.9%、48.3%、51.8%和60.6%，說明該輔助系統(tǒng)在不同的輔助周期下均有明顯的輔助效果。

4 結(jié) 論

本研究以老年人輔助站立系統(tǒng)為研究對象，在進(jìn)行人體站立運動分析的基礎(chǔ)上，確定了輔助站立運動模式和輔助座板運動軌跡，開發(fā)了基于輔助座板的輔助站立裝置，進(jìn)行了人體在無輔助時及有輔助4種不同輔助周期下的站立運動實驗，并以膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值及下肢股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號峰值為指標(biāo)對輔助站立系統(tǒng)進(jìn)行了有效性評價，得出了如下結(jié)論：

1)確定的輔助站立運動模式及輔助座板運動軌跡，符合人體站立運動時下肢的運動規(guī)律，用平行四邊形機構(gòu)實現(xiàn)輔助座板的平動及電動推桿實現(xiàn)輔助座板繞自身轉(zhuǎn)動經(jīng)實驗檢驗是有效的。

2)通過預(yù)備實驗確定的輔助座板以水平姿態(tài)抬升同時繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動所對應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動角度為α1，以及輔助站立結(jié)束時對應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動角度為α2，作為輔助站立裝置開發(fā)的基本參數(shù)，對保證輔助站立效果是有用的。尤其是以膝關(guān)節(jié)阻力矩在0.5 N·m·kg-1以下作為輔助站立動作結(jié)束的依據(jù)，達(dá)到了輔助站立的目的，老年人對系統(tǒng)不產(chǎn)生過度依賴。

3)搭建了輔助站立運動實驗平臺，以膝關(guān)節(jié)阻力矩峰值和股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號峰值為指標(biāo)進(jìn)行了輔助站立系統(tǒng)的有效性評價。實驗結(jié)果表明，6名實驗者在輔助站立運動實驗中，4種不同輔助周期下的膝關(guān)節(jié)力矩峰值平均減小了54.2%，且30 s和35 s周期下所有實驗者輔助結(jié)束時膝關(guān)節(jié)的剩余阻力矩均減小至0.5 N·m·kg-1以下，實現(xiàn)了輔助站立系統(tǒng)的設(shè)計目標(biāo)，輔助站立系統(tǒng)的輔助效果是明顯的。同時，6名實驗者在有輔助時的4種不同輔助周期下，站立運動過程中的股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號峰值相對無輔助時平均減小了79.6%和74.3%，表明輔助站立系統(tǒng)確實減少了下肢肌肉的負(fù)擔(dān)，可有效緩解老年人站立困難的情況。