曹恩國(guó)，王 剛，王 琨，高 陽(yáng)

（1.江南大學(xué)設(shè)計(jì)學(xué)院，江蘇無(wú)錫214122；2.江南大學(xué)機(jī)械工程學(xué)院，江蘇無(wú)錫214122）

機(jī)械外骨骼的研究最先起步于軍事領(lǐng)域。機(jī)械外骨骼是一種穿戴在人身上，用以提高人體活動(dòng)能力的機(jī)械裝備［1］。機(jī)械外骨骼按動(dòng)力源可以分為主動(dòng)式和被動(dòng)式兩類。主動(dòng)式外骨骼需要外部能源提供能量，如HAL［2］、ReWalk［3-4］、Bleex［5-6］等，其質(zhì)量大，結(jié)構(gòu)復(fù)雜，一旦外部電池的電量耗盡，不僅無(wú)法助力人體的運(yùn)動(dòng)，還會(huì)嚴(yán)重阻礙人體運(yùn)動(dòng)。被動(dòng)式外骨骼不需要外部能源，通過(guò)巧妙的設(shè)計(jì)使它收集自身的運(yùn)動(dòng)能量來(lái)實(shí)現(xiàn)助力。美國(guó)專利局于1890年授予Yagn的“輔助行走、跑步及跳躍裝置”是最早的被動(dòng)式外骨骼，該裝置用弓形板簧來(lái)增強(qiáng)人體的運(yùn)動(dòng)能力，但由于未進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，不能確定其可行性［7］。Dijk等開(kāi)發(fā)的人造筋裝置與腿平行放置后可以收集腿部關(guān)節(jié)擺動(dòng)所產(chǎn)生的能量，在模擬中可以實(shí)現(xiàn)40%的效能提升，但在實(shí)際測(cè)試中由于穿戴舒適性較差，能量轉(zhuǎn)化效率不佳［8］。Collins 等設(shè)計(jì)的一款外骨骼通過(guò)棘輪結(jié)構(gòu)和彈簧收集小腿拉伸和收縮所產(chǎn)生的能量并用于行走助力，可降低7.2%的能量消耗。這款外骨骼僅需一個(gè)由鋁合金制成的棘輪機(jī)構(gòu)、一個(gè)輕型彈簧和一個(gè)塑料支架，使得穿戴者可以靈活地運(yùn)動(dòng)，但是由于其收集的能量較少，實(shí)際的助力效果有限［9］。因此，被動(dòng)式外骨骼在自體能量回收和利用方面有很大的提升空間。本文設(shè)計(jì)了一款被動(dòng)式外骨骼，特制了多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)用以自適應(yīng)不同的人體體重和行走速度，以高效回收人體的重力勢(shì)能和動(dòng)能并助力于提腿動(dòng)作，提高能量的轉(zhuǎn)化效率。

1 外骨骼的助力原理及結(jié)構(gòu)

1.1 外骨骼的助力原理

步態(tài)是人類步行的行為特征，是人類區(qū)別與其他動(dòng)物的關(guān)鍵特征之一［10］。對(duì)人體單側(cè)右腿進(jìn)行研究。在1個(gè)步態(tài)周期內(nèi)，存在支撐相和擺動(dòng)相，如圖1所示。正常人的支撐相占整個(gè)步態(tài)周期的60%～65%，擺動(dòng)相占35%～40%。外骨骼把人體處于支撐相時(shí)的重力勢(shì)能和動(dòng)能儲(chǔ)存起來(lái)并鎖住，同時(shí)減少下肢觸地時(shí)對(duì)各關(guān)節(jié)造成的沖擊，然后在人體擺動(dòng)過(guò)程中將儲(chǔ)存的能量釋放出來(lái)以輔助提腿，從而為行走助力。

圖1 人體步態(tài)示意Fig.1 Schematic of human gait

將外骨骼與人體步態(tài)相結(jié)合，人機(jī)耦合步態(tài)如圖2所示。外骨骼多級(jí)能量鎖的工作原理如圖3所示。在擺動(dòng)相末期，儲(chǔ)能彈簧處于自然狀態(tài)，鎖止機(jī)構(gòu)為閉合狀態(tài)；隨著下肢逐漸下落，連接彈簧的滑桿首先觸地，彈簧被拉伸并減弱地面反作用力對(duì)腿部的沖擊，同時(shí)，鎖止機(jī)構(gòu)逐級(jí)儲(chǔ)存能量；在支撐相中期，滑桿被拉到極限位置，彈簧拉伸到最長(zhǎng)，儲(chǔ)能結(jié)束，此時(shí)鎖止機(jī)構(gòu)仍處于閉合狀態(tài)；在支撐相末期，鎖止機(jī)構(gòu)開(kāi)啟，以彈性勢(shì)能的形式釋放上一階段所儲(chǔ)存的重力勢(shì)能，而后彈簧收縮，滑桿逐漸回復(fù)到在擺動(dòng)相末期所在位置，彈簧釋能結(jié)束，所儲(chǔ)存的重力勢(shì)能全部助力于擺動(dòng)相的提腿運(yùn)動(dòng)，鎖止機(jī)構(gòu)在線纜拉力的作用下閉合。

圖2 人機(jī)耦合步態(tài)示意Fig.2 Schematic of man-machine coupling gait

圖3 外骨骼多級(jí)能量鎖工作原理示意Fig.3 Schematic of working principle of exoskeleton multi-level energy lock

在支撐相初始階段，足部下落觸地，同時(shí)身體重力逐漸作用在下肢。此時(shí)，若彈簧的剛度較小，彈簧只能儲(chǔ)存較小的勢(shì)能；若其剛度較大，則足部會(huì)受到較大的彈簧反力，阻礙人的落腿動(dòng)作。因此，采用了多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)：如果人的動(dòng)量較小，在觸地時(shí)人體將彈簧壓縮至較低級(jí)鎖閉位置，則多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)儲(chǔ)存的能量較少；如果人的動(dòng)量較大，人體可以將彈簧壓縮至較高級(jí)鎖閉位置，則鎖止機(jī)構(gòu)儲(chǔ)存的能量較多，儲(chǔ)能后鎖止機(jī)構(gòu)鎖閉以避免回彈。在擺動(dòng)相初期，鎖止機(jī)構(gòu)解除鎖閉狀態(tài)，儲(chǔ)存的能量被釋放，用以輔助人體提腿。這樣既可以避免彈簧在剛度過(guò)大時(shí)產(chǎn)生回彈，又能實(shí)現(xiàn)其對(duì)不同體重和行走速度的適配。

1.2 外骨骼結(jié)構(gòu)

根據(jù)上述原理，所設(shè)計(jì)的外骨骼結(jié)構(gòu)如圖4所示。其主要由髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)、傳動(dòng)系統(tǒng)、桿件系統(tǒng)和多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)組成。

圖4 外骨骼結(jié)構(gòu)Fig.4 Exoskeleton structure

髖關(guān)節(jié)的鉸鏈為球鉸鏈，具有3個(gè)轉(zhuǎn)動(dòng)自由度，鉸鏈連接如圖5所示。膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)的鉸鏈為普通鉸鏈，具有1 個(gè)轉(zhuǎn)動(dòng)自由度，鉸鏈連接分別如圖6 和圖7所示。

圖5 外骨骼髖關(guān)節(jié)球鉸鏈的連接Fig.5 Connection of ball hinge of exoskeleton hip joint

圖6 外骨骼膝關(guān)節(jié)鉸鏈的連接Fig.6 Connection of hinge of exoskeleton knee joint

圖7 外骨骼踝關(guān)節(jié)鉸鏈的連接Fig.7 Connection of hinge of exoskeleton ankle joint

傳動(dòng)系統(tǒng)為鋼索套索結(jié)構(gòu)，開(kāi)鎖控制繩索和傳動(dòng)套索上端均固定于腰部桿。桿件選用鋁合金制空心方管，以減小外骨骼自重。

多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的結(jié)構(gòu)如圖8所示。丁浩等［11］的研究表明，小于4 cm 的足跟高度較為合理。因此，在支撐相將導(dǎo)軌支架上足跟的伸出高度設(shè)計(jì)為3.91 cm。在支撐相末期，人體下肢向股后轉(zhuǎn)動(dòng)，從而拉動(dòng)開(kāi)鎖控制繩索，打開(kāi)多級(jí)能量鎖使之釋放能量。在擺動(dòng)相，儲(chǔ)能彈簧收縮，拉動(dòng)傳動(dòng)套索，使得腰部桿與套管支撐點(diǎn)1之間的鋼索長(zhǎng)度持續(xù)縮短，從而實(shí)現(xiàn)提腿動(dòng)作的持續(xù)助力。在擺動(dòng)相中期大腿到達(dá)最高位置時(shí)彈簧恢復(fù)原長(zhǎng)，助力過(guò)程結(jié)束。多級(jí)鎖的能量釋放過(guò)程與步態(tài)的抬腿行程一致，對(duì)穿戴者的步態(tài)沒(méi)影響。

圖8 多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的結(jié)構(gòu)Fig.8 Structure of multi-level energy locking mechanism

外骨骼實(shí)物樣機(jī)如圖9所示。

圖9 外骨骼實(shí)物樣機(jī)Fig.9 Exoskeleton prototype

2 基于ADAMS 仿真模型的多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的性能研究

多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)對(duì)外骨骼的能量轉(zhuǎn)化效率有著十分重要的作用。根據(jù)在人機(jī)耦合儲(chǔ)能過(guò)程中彈簧的位移來(lái)研究多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)在儲(chǔ)能過(guò)程中發(fā)揮的作用。

將彈性元件加入外骨骼即可得到人機(jī)耦合運(yùn)動(dòng)模型，如圖10所示。利用ADAMS（automatic dy‐namic analysis of mechanical system，機(jī)械系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)自動(dòng)分析）軟件對(duì)人機(jī)耦合運(yùn)動(dòng)模型進(jìn)行參數(shù)化建模。首先，根據(jù)GB/T 10000—1988《中國(guó)成年人人體尺寸》［12］中人體各體段長(zhǎng)度與身高的比例關(guān)系對(duì)人體結(jié)構(gòu)進(jìn)行定義，并根據(jù)GB/T 17245—2004《成年人人體慣性參數(shù)》［13］中各體段的質(zhì)量、質(zhì)心位置、轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等對(duì)人體各體段慣性參數(shù)進(jìn)行定義；其次，對(duì)各元件之間的運(yùn)動(dòng)副以及接觸力進(jìn)行設(shè)置；最后，以在4.50 km/h的行走速度下所得的下肢各關(guān)節(jié)角度為依據(jù)，對(duì)模型進(jìn)行運(yùn)動(dòng)定義，得到人體下肢動(dòng)力學(xué)仿真模型。

圖10 人機(jī)耦合運(yùn)動(dòng)模型Fig.10 Man-machine coupling motion model

2.1 多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的儲(chǔ)能研究

在擺動(dòng)相末期，足部和腿部下落完成支撐動(dòng)作，導(dǎo)軌桿與地面接觸并帶動(dòng)彈簧上端上移拉伸，此階段為彈簧儲(chǔ)能階段。在支撐相中期，設(shè)置彈簧剛度為1 N/mm，體重為75 kg，行走速度為4.50 km/h，人體的重力勢(shì)能和動(dòng)能足以將彈簧拉伸至極限位置（即足底與地面接觸），在此過(guò)程中彈簧位移的變化曲線如圖11所示（位移為負(fù)值表示彈簧位移的方向與小腿桿下滑方向相反）。此時(shí)鎖止機(jī)構(gòu)不工作，彈簧未能儲(chǔ)存足夠多的能量。若將彈簧剛度設(shè)置為140 N/mm，則人體的重力勢(shì)能和動(dòng)能不能將彈簧拉伸至極限位置，鎖止機(jī)構(gòu)工作，彈簧可以最大限度地儲(chǔ)存能量，此時(shí)如果人為使多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)，則由于沖擊作用儲(chǔ)存在彈簧中的能量會(huì)流失，并且彈簧會(huì)對(duì)足部產(chǎn)生較大的反作用力，破壞人體正常步態(tài)甚至?xí)谷梭w失去平衡而摔倒。鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)和工作狀態(tài)下彈簧位移的變化曲線如圖12所示。由圖可知：鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)時(shí)，彈簧拉伸至極限位置后會(huì)立即回彈；鎖止機(jī)構(gòu)工作時(shí)，彈簧拉伸至極限位置后會(huì)被鎖??；在t=0.11 s時(shí)曲線出現(xiàn)波谷，是由于鎖止機(jī)構(gòu)兩級(jí)之間存在距離，當(dāng)彈簧未拉伸至某一級(jí)的卡鎖位置時(shí)會(huì)發(fā)生回彈而卡鎖在該級(jí)的上一級(jí)位置，而之后的波谷是由人體運(yùn)動(dòng)對(duì)彈簧造成的沖擊位移所致。因此，鎖止機(jī)構(gòu)可使彈簧發(fā)生形變后保持拉伸狀態(tài)，相較于發(fā)生形變后立即回彈的情況，其儲(chǔ)存的能量更多。

圖11 彈簧拉伸至極限位置過(guò)程中其位移的變化曲線Fig.11 Changing curve of spring displacement during spring stretching to limit position

圖12 鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)和工作狀態(tài)下彈簧位移的變化曲線Fig.12 Changing curve of spring displacement under shut‐down and working state of locking mechanism

當(dāng)彈簧剛度為140 N/mm，體重為75 kg 的人穿戴外骨骼以4.5 km/h的速度行走時(shí)，鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)時(shí)彈簧的有效儲(chǔ)能位移為-5.02 mm，鎖止機(jī)構(gòu)工作時(shí)彈簧的有效儲(chǔ)能位移為-11.12 mm。根據(jù)彈簧勢(shì)能的計(jì)算公式（式（1））和勢(shì)能提升率的計(jì)算公式（式（2）），可算得到多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的儲(chǔ)能提升率達(dá)到236.11%。

式中：Es為彈簧勢(shì)能；ΔEs為彈簧勢(shì)能提升率；Es無(wú)鎖、Es鎖分別為鎖止機(jī)構(gòu)停機(jī)和工作時(shí)彈簧的儲(chǔ)能量；k為彈簧的彈性系數(shù)；l為彈簧位移。

2.2 對(duì)不同體重和行走速度適配性的研究

對(duì)在不同體重和行走速度下外骨骼儲(chǔ)能彈簧位移進(jìn)行仿真研究。為了避免彈簧被壓縮至極限而導(dǎo)致儲(chǔ)能梯度變化無(wú)法分辨，將彈簧剛度設(shè)置足夠大，為50 N/mm。當(dāng)行走速度為4.50 km/h，體重分別為45，55，65，75，85，95 kg，以及體重為75 kg，行走速度分別為3.75，4.50，5.40，6.75 km/h時(shí)彈簧位移與多級(jí)鎖鎖止位置的對(duì)應(yīng)關(guān)系如圖13所示。

圖13 彈簧位移與多級(jí)鎖鎖止位置的對(duì)應(yīng)關(guān)系Fig.13 Corresponding relationship between spring displacement and multi-level locking position

由圖13可知，體重越大，人步行時(shí)地面對(duì)足部的沖擊力越大，彈簧位移越大。當(dāng)人體重為45～95 kg，穿戴外骨骼時(shí)多級(jí)鎖的鎖止位置集中在第3級(jí)、第4級(jí)和第5級(jí)，其中體重為45，55和65 kg時(shí)，鎖止位置位于第3級(jí)。將體重設(shè)置為65 kg時(shí)，人行走的沖擊力未達(dá)到使鎖止機(jī)構(gòu)位于第4級(jí)的閾值，故彈簧雖然超過(guò)了第3級(jí)的位置，但最終會(huì)回復(fù)部分位移而卡在第3級(jí)的鎖止位置上。體重為75，85 kg時(shí)，鎖止位置位于第4級(jí)。體重為95 kg時(shí)，鎖止位置位于第5級(jí)。

根據(jù)式（1）可算得在相同行走速度（4.50 km/h）、不同體重下，以及相同體重（75 kg）、不同行走速度下外骨骼的儲(chǔ)能量，分別如表1和表2所示。

表1 不同體重下外骨骼儲(chǔ)能量Table 1 Stored energy of exoskeleton under different body weight

表2 不同行走速度下外骨骼儲(chǔ)能量Table 2 Stored energy of exoskeleton under different walking speed

由表1和表2可知，行走速度相同時(shí)外骨骼儲(chǔ)能量隨體重的增加而呈階梯狀增大，體重相同時(shí)外骨骼儲(chǔ)能量隨行走速度的提高而呈階梯狀增大，證明多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)對(duì)不同體重和不同行走速度有很好的適配作用。

3 基于表面肌電的外骨骼效能評(píng)價(jià)

表面肌電（surface electromyography，SEMG）信號(hào)是在皮膚表面采集的神經(jīng)肌肉系統(tǒng)活動(dòng)時(shí)的生物電信號(hào)。其時(shí)頻特征及非線性動(dòng)力學(xué)特征對(duì)神經(jīng)肌肉系統(tǒng)的活動(dòng)水平和狀態(tài)有敏感依賴性，故可用來(lái)評(píng)價(jià)神經(jīng)肌肉功能［14］。

3.1 實(shí)驗(yàn)設(shè)備及濾波方式的選擇

表面肌電信號(hào)屬于生物醫(yī)學(xué)電信號(hào)，因此具有生物醫(yī)學(xué)電信號(hào)的基本特征。通過(guò)對(duì)大量肌電信號(hào)的統(tǒng)計(jì)，其典型特征為［15］：信號(hào)為交流電壓，電壓值與肌肉產(chǎn)生的肌力大致成比例；頻域通常為20～5 000 Hz，頻譜功率最大的頻帶隨肌肉收縮強(qiáng)度而波動(dòng)，通常為30～300 Hz；有用信號(hào)的頻率位于0～500 Hz，主要能量集中在50～150 Hz。故須對(duì)采集的信號(hào)進(jìn)行濾波處理。實(shí)驗(yàn)采用的肌電信號(hào)采集儀器為BodyPlus智能系統(tǒng)，其由服裝、核心設(shè)備以及相應(yīng)的PC（personal computer，個(gè)人計(jì)算機(jī)）端軟件組成。嵌入在服裝內(nèi)的31個(gè)柔性傳感器采集人體表面肌電信號(hào)。選用醫(yī)療級(jí)芯片，以確保數(shù)據(jù)采集的準(zhǔn)確性。

IIR（infinite impulse response，無(wú)限脈沖響應(yīng)）數(shù)字濾波器因具有較高的計(jì)算精度及能夠用較小的階數(shù)實(shí)現(xiàn)較好的選頻特性而在雷達(dá)信號(hào)、通信信號(hào)、語(yǔ)音及圖像信號(hào)的處理，模式識(shí)別和地質(zhì)勘探等領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用［16-17］。本實(shí)驗(yàn)采用IIR濾波器進(jìn)行信號(hào)的濾波處理。

3.2 實(shí)驗(yàn)方法

為了研究行走時(shí)下肢各肌肉對(duì)行走動(dòng)作的貢獻(xiàn)率，進(jìn)行等距行走實(shí)驗(yàn)。受試者為3名身體健康的研究生，分別編號(hào)為A、B、C，其身體參數(shù)如表3所示。設(shè)置實(shí)驗(yàn)用跑步機(jī)的運(yùn)行速度為4.50 km/h，要求受試者穿戴肌電外衣，穿戴或不穿戴外骨骼，完成10 m行程。下肢肌肉肌電實(shí)驗(yàn)如圖14所示。

表3 受試者身體參數(shù)Table 3 Physical parameters of subjects

圖14 下肢肌肉肌電實(shí)驗(yàn)Fig.14 EMG test of lower limb muscles

實(shí)驗(yàn)開(kāi)始前，須對(duì)設(shè)備進(jìn)行采樣設(shè)置。由文獻(xiàn)［15］可知有用信號(hào)的頻率位于0～500 Hz，根據(jù)奈奎斯特采樣定律，設(shè)置采樣頻率為1 000 Hz；頻域通常為20～5 000 Hz，故設(shè)置20～500 Hz的帶通濾波，以濾除低頻及高頻干擾［18］；國(guó)內(nèi)常用電壓的頻率為50 Hz，因此須去除工頻干擾［19］，于是設(shè)置50 Hz 陷波，以去除工頻干擾。

肌電信號(hào)可近似看作均值為零的隨機(jī)信號(hào)，若直接采用均值作為肌電信號(hào)的特征，則所得特征值近似為零，不能表征信號(hào)間的差異。對(duì)肌電信號(hào)取絕對(duì)值，則得到的信號(hào)的均值將恒大于零，此即為時(shí)域分析中的積分肌電值方法，可表示為：

式中：xi(i=0，1，…，N-1)為一長(zhǎng)度為N的肌電信號(hào)時(shí)間序列［18］。

3.3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

3.3.1 下肢肌肉的貢獻(xiàn)率

以受試者右下肢為研究對(duì)象。行走時(shí)各肌肉對(duì)行走動(dòng)作的貢獻(xiàn)率如圖15所示。將三者的肌肉貢獻(xiàn)率取平均值和標(biāo)準(zhǔn)差，結(jié)果如表4所示。由表4可知，脛骨前肌的貢獻(xiàn)率最高，為29.42%，其次為腘繩肌和腓腸肌，各為18.15%和18.08%。故本文以脛骨前肌、腘繩肌和腓腸肌的肌電變化為依據(jù)來(lái)研究下肢外骨骼的助力性能。

表4 各肌肉貢獻(xiàn)率的平均值和標(biāo)準(zhǔn)差Table 4 Mean and standard deviation of muscle contribu‐tion rate of subjects %

圖15 各肌肉對(duì)行走動(dòng)作的貢獻(xiàn)率Fig.15 Contribution rate of each muscle to walking

3.2.2 下肢外骨骼的助力性能

以上述實(shí)驗(yàn)中受試者單個(gè)步態(tài)的支撐相和擺動(dòng)相為研究過(guò)程，得出多組脛骨前肌、腘繩肌和腓腸肌的肌電信號(hào)，利用上述濾波理論對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行濾波并加以分析。

在穿戴或未穿戴外骨骼的情況下，受試者脛骨前肌、腘繩肌和腓腸肌在支撐相和擺動(dòng)相的肌電值分別如圖16至圖18所示。其中，曲線上的點(diǎn)為測(cè)得的均值，柱狀線為均值的上下偏差。在支撐相和擺動(dòng)相各肌肉的積分肌電均值如表5所示。

圖16 脛骨前肌的肌電信號(hào)Fig.16 EMG signal of anterior tibial muscle

圖18 腓腸肌的肌電信號(hào)Fig.18 EMG signal of gastrocnemius muscle

表5 在支撐相和擺動(dòng)相各肌肉的積分肌電均值Table 5 Mean value of integrated EMG of each muscle in support phase and swing phase

人類的行走是一項(xiàng)非常復(fù)雜的活動(dòng)，需要多肌肉群、多關(guān)節(jié)協(xié)同參與。隨著步行速度的提高，完成身體支撐和向前推進(jìn)的各肌肉的貢獻(xiàn)均系統(tǒng)性地增加，但是貢獻(xiàn)率兒乎保持不變［20］。因此以4.50 km/h的速度行走10 m的實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以大致評(píng)估不同行走速度下的肌肉貢獻(xiàn)率。通過(guò)計(jì)算可知：脛骨前肌、腘繩肌和腓腸肌在支撐相階段的積分肌電均值分別減少了12.83%、-72.93%和7.56%，對(duì)支撐相助力作用最明顯的是脛骨前?。辉跀[動(dòng)相階分別減少了5.02%、11.72%和51.52%，對(duì)擺動(dòng)相助力作用最明顯的是腓腸肌。

由圖16（a）、圖17（a）、圖18（a）可知，未穿戴外骨骼時(shí)，肌電強(qiáng)度在支撐相末期總體呈上升趨勢(shì)，這是由在支撐相時(shí)足部蹬地造成的肌肉活動(dòng)所致，符合人體運(yùn)動(dòng)規(guī)律。由圖16（a）可知，穿戴外骨骼后，脛骨前肌的肌電相位變化較明顯，但由表5可知其積分肌電值并未明顯減小。由圖17（a）可知，在支撐相初期外骨骼對(duì)腘繩肌有明顯的阻礙作用，其積分肌電值增加了72.93%，這是由于在足部觸地階段人體為了保持在踩踏彈簧過(guò)程中的身體平衡而顯著增強(qiáng)了肌肉活動(dòng)。由圖18（a）可知，在支撐相末期腓腸肌肌電明顯上升的波峰在外骨骼的輔助下趨于平緩。

圖17 腘繩肌的肌電信號(hào)Fig.17 EMG signal of hamstring muscle

由圖16（b）、圖17（b）、圖18（b）可知，未穿戴外骨骼時(shí)，在擺動(dòng)相的前期和后期均有較為明顯的肌肉活動(dòng)，期間變化較小，這與Tochon 等［21］的研究結(jié)果“擺動(dòng)腿的肌肉只在擺動(dòng)相開(kāi)始和結(jié)束階段被激活”相符。穿戴外骨骼后，在擺動(dòng)相初期各肌肉的肌電強(qiáng)度明顯下降，這是因?yàn)閺椈赡芰吭诖藭r(shí)得以釋放，助力了擺腿初期的動(dòng)作；在擺動(dòng)相后期，肌電強(qiáng)度下降較初期少，這是由彈簧的彈性勢(shì)能隨彈簧位移的減小而減小所導(dǎo)致的；在擺動(dòng)相末期，彈簧位移較小導(dǎo)致彈性勢(shì)能減小，出現(xiàn)助力作用減弱的現(xiàn)象。

4 結(jié)論

基于人體步態(tài)特點(diǎn)設(shè)計(jì)了下肢彈性助力外骨骼，其中加入了能提高能量轉(zhuǎn)化效率的多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)。建立了人機(jī)耦合動(dòng)力學(xué)仿真模型，進(jìn)行了多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)的儲(chǔ)能研究。結(jié)果表明，多級(jí)能量鎖止機(jī)構(gòu)可以有效提高外骨骼的能量利用率，外骨骼對(duì)不同的體重和行走速度具有優(yōu)良的自適應(yīng)性，且存儲(chǔ)能量與兩者均成正相關(guān)關(guān)系。

通過(guò)實(shí)驗(yàn)，分析了右下肢脛骨前肌、腘繩肌、腓腸肌的肌電信號(hào)。結(jié)果表明，穿戴外骨骼后固定行程內(nèi)肌電值明顯降低，總體積分肌電下降了9.12%，驗(yàn)證了外骨骼具有良好的助力作用。