張 彤，雷云菁，宋義林

(黑龍江大學(xué) 機(jī)電工程學(xué)院，哈爾濱 150080)

0 引 言

站立運(yùn)動(dòng)是普通人日常生活中最基本的運(yùn)動(dòng)之一[1-2]。站立過程中膝關(guān)節(jié)力量的大小是站立運(yùn)動(dòng)實(shí)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(huì)引起運(yùn)動(dòng)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\(yùn)動(dòng)及步行鍛煉對(duì)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(shí)現(xiàn)站立十分必要。

輔助站立系統(tǒng)主要包括2個(gè)方面：輔助站立裝置和輔助運(yùn)動(dòng)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(jī)、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(yùn)動(dòng)軌跡主要有4種：參照年輕人站立運(yùn)動(dòng)時(shí)肩關(guān)節(jié)或髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡；參照輔助對(duì)象在看護(hù)人員輔助下各關(guān)節(jié)角度變化的運(yùn)動(dòng)軌跡；根據(jù)站立運(yùn)動(dòng)過程關(guān)節(jié)角度約束條件規(guī)劃的運(yùn)動(dòng)軌跡；實(shí)時(shí)控制調(diào)節(jié)的運(yùn)動(dòng)軌跡[7]。每一個(gè)輔助部位都有其自身的特點(diǎn)和適用對(duì)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(qiáng)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(qiáng)的人群。

本研究基于人機(jī)工程學(xué)原理并考慮以老年人為對(duì)象的應(yīng)用特點(diǎn)，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(yùn)動(dòng)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(shí)，能使老年人自身的力量也參與其中，避免其長時(shí)間使用對(duì)系統(tǒng)產(chǎn)生依賴、加速下肢關(guān)節(jié)力量退化。實(shí)驗(yàn)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(yùn)動(dòng)過程主要是指依靠人體自身的力量實(shí)現(xiàn)重心從靜止?fàn)顟B(tài)到動(dòng)態(tài)平衡的連續(xù)過程。一般認(rèn)為站立過程可分為3個(gè)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(dòng)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(dòng)，身體軀干繞髖關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)；③站立穩(wěn)定階段：膝關(guān)節(jié)和髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)到最大角度，重心達(dá)到最高點(diǎn)，身體完全站立，下肢肌肉保持站立平衡。

人體站立運(yùn)動(dòng)可認(rèn)為是關(guān)于正中矢狀面對(duì)稱的一種平面運(yùn)動(dòng)。即通過人體的正中線將人體分為左右對(duì)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(gè)自由度的二維運(yùn)動(dòng)模型[10]。為了方便分析與計(jì)算，可將人體結(jié)構(gòu)簡化為3個(gè)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(yùn)動(dòng)過程中可視為一個(gè)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(yùn)動(dòng)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(jī)構(gòu)運(yùn)動(dòng)模型。以老年人站立運(yùn)動(dòng)為研究對(duì)象時(shí)，考慮到動(dòng)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(yùn)動(dòng)時(shí)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(shí)人體受力模型Fig.1 Human body mechanics model when standing without assistance

無輔助時(shí)人體站立過程的受力模型見圖1。事實(shí)上，無輔助站立運(yùn)動(dòng)人體只受到2個(gè)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(gè)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(diǎn)必須落在腳掌的有效支撐范圍內(nèi)。否則，人體就不會(huì)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(shí)小腿、大腿、軀干不斷調(diào)節(jié)角度并自動(dòng)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(shí)現(xiàn)站立人體就必須由肌肉產(chǎn)生主動(dòng)力矩來克服這個(gè)阻力矩，從而使大腿及上身軀干部分繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)。其運(yùn)動(dòng)條件為

Mx≥Gl1

(1)

因此，人體各部分在站立過程中的主動(dòng)調(diào)節(jié)有兩個(gè)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(dòng)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(yùn)動(dòng)來輔助人體完成站立,見圖2(a)，座椅座板在旋轉(zhuǎn)時(shí)需要很大的推力，而在快要完成站立時(shí)推力會(huì)產(chǎn)生較大的水平方向分力推人向前運(yùn)動(dòng)。然而，為了減少座板水平分力對(duì)人的前推作用，將輔助座板設(shè)計(jì)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(shí)，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(huì)使人體大腿部感到不適。

合理的輔助運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)軌跡。實(shí)驗(yàn)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(shí)一般不會(huì)將人整體抬起，也不會(huì)輕易使人滑離座板。實(shí)驗(yàn)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(duì)完成輔助站立運(yùn)動(dòng)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(gè)方面：坐位和座板運(yùn)動(dòng)。坐位：要求輔助站立時(shí)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(yùn)動(dòng)：分為兩個(gè)階段。第一階段，輔助座板以水平姿態(tài)抬升同時(shí)繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)，對(duì)應(yīng)于膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動(dòng)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(dòng)邊繞自身鉸點(diǎn)轉(zhuǎn)動(dòng)，至輔助站立結(jié)束，對(duì)應(yīng)于膝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動(dòng)角度為α2，座板自身轉(zhuǎn)動(dòng)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(shí)剩余阻力矩決定。老年人站立運(yùn)動(dòng)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(shí)，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(shí)所對(duì)應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動(dòng)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(shí)測(cè)定大腿繞膝關(guān)節(jié)的角度和人體重心位置的實(shí)驗(yàn)平臺(tái)，選擇年齡在24～28歲、身高在161～188 cm、體重在46～81 kg的12名實(shí)驗(yàn)者參與實(shí)驗(yàn)。大腿繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)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(gè)力傳感器形成的稱重平臺(tái)來獲得。在確定α1值時(shí)，將輔助座板按前面確定的運(yùn)動(dòng)規(guī)律，以5 cm的梯度逐次升高，每升高1個(gè)高度讓實(shí)驗(yàn)者按照自然的站立方式完成6次站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)。其中，前3次為適應(yīng)練習(xí)，后3次為正式實(shí)驗(yàn)，記錄坐高與α1的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，直到實(shí)驗(yàn)者感到不舒適的高度為止。與此同時(shí)，每一次站立過程中身體重心對(duì)膝關(guān)節(jié)的阻力矩及其對(duì)應(yīng)的大腿繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)的角度，得到阻力矩0.5 N·m·kg-1對(duì)應(yīng)的角度α2。實(shí)驗(yàn)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(shí)驗(yàn)者身高呈弱相關(guān)，與實(shí)驗(yàn)者身高呈弱相關(guān)、與實(shí)驗(yàn)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(yùn)動(dòng)軌跡(圖2(c))，進(jìn)行了站立輔助裝置的開發(fā)設(shè)計(jì)。輔助裝置采用了平行四邊形機(jī)構(gòu)運(yùn)動(dòng)、雙電動(dòng)推桿驅(qū)動(dòng)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(dòng)推桿1勻速驅(qū)動(dòng)平行四邊形機(jī)構(gòu)的連架桿使連桿上的座板進(jìn)行平動(dòng)，電動(dòng)推桿2不動(dòng)作；當(dāng)輔助站立從α1到α2期間，電動(dòng)推桿1繼續(xù)勻速驅(qū)動(dòng)平行四邊機(jī)構(gòu)，與此同時(shí)電動(dòng)推桿2勻速驅(qū)動(dòng)座板的一端使其繞另一端的鉸點(diǎn)轉(zhuǎn)動(dòng)，直至達(dá)到大腿的角度為α2輔助結(jié)束。兩個(gè)電動(dòng)推桿全部采用步進(jìn)電機(jī)驅(qū)動(dòng)，單板機(jī)控制，使其實(shí)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(dòng)推桿1、電動(dòng)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(dòng)平穩(wěn)，電動(dòng)推桿1和電動(dòng)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(jī)構(gòu)的連桿上，在平行四邊形的最低位置時(shí)，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(shí)，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(píng)價(jià)實(shí)驗(yàn)平臺(tái)Fig.4 Experimental platform for effectiveness evaluation of assistive standing system

3 輔助站立系統(tǒng)的有效性評(píng)價(jià)

考慮到身高不同對(duì)座椅座板的高度要求不同，本評(píng)價(jià)選擇身高171～180 cm的6位身高不等的實(shí)驗(yàn)者進(jìn)行了有輔助站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)。評(píng)價(jià)分為2個(gè)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(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)過程中輔助周期的影響以及輔助結(jié)束時(shí)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(hào)峰值為指標(biāo)，比較人體站立運(yùn)動(dòng)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(píng)價(jià)實(shí)驗(yàn)平臺(tái)見圖4。實(shí)驗(yàn)平臺(tái)由重心檢測(cè)平臺(tái)1和輔助力檢測(cè)平臺(tái)2組成。重心檢測(cè)平臺(tái)主要用來檢測(cè)人體的質(zhì)量和站立過程中重心位置的變化，由4個(gè)稱重傳感器支撐；輔助力檢測(cè)平臺(tái)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(gè)力傳感器支撐并置于重心檢測(cè)平臺(tái)之上，用于檢測(cè)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(diǎn)由圖像處理來獲得。在考核下肢肌肉在站立運(yùn)動(dòng)過程中的貢獻(xiàn)情況時(shí)，采用了較易檢測(cè)的表面肌電信號(hào)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(hào)采集源，用LabVIEW軟件進(jìn)行采集和保存。

實(shí)驗(yàn)步驟包括：對(duì)實(shí)驗(yàn)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(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)；進(jìn)行有輔助站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)；數(shù)據(jù)采集并保存。每一個(gè)站立實(shí)驗(yàn)項(xiàng)目均進(jìn)行4次站立運(yùn)動(dòng)，前3次為實(shí)驗(yàn)練習(xí)，最后1次為正式實(shí)驗(yàn)，采集和記錄數(shù)據(jù)。每一次站立運(yùn)動(dòng)完成后要休息5 min，使肌肉得到充分放松。有輔助站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)時(shí)，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(shí)驗(yàn)中實(shí)驗(yàn)者的上身和上肢沒有附加約束，站立時(shí)可自由調(diào)節(jié)。

其中1位實(shí)驗(yàn)者在無輔助站立運(yùn)動(dòng)時(shí)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(shí)，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(yùn)動(dòng)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?。辉谡玖⑦\(yùn)動(dòng)過程第三階段，隨著站立運(yùn)動(dòng)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(yùn)動(dòng)結(jié)束。

對(duì)應(yīng)的實(shí)驗(yàn)者在站立運(yùn)動(dòng)過程中股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號(hào)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(hào)均呈現(xiàn)出先平穩(wěn)再增加后減小的變化趨勢(shì)，而且它們?cè)谙リP(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(hào)變化劇烈，說明脛骨前肌對(duì)人體站立過程的影響更大，信號(hào)峰值達(dá)到了0.31 V。同時(shí)，股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號(hào)峰值存在時(shí)間差，表明兩肌肉在站立運(yùn)動(dòng)過程中發(fā)揮主要作用的時(shí)間段有所不同。

圖5 實(shí)驗(yàn)者在無輔助時(shí)的站立運(yùn)動(dòng)Fig.5 Standing movement of an experimenter without assistance

同一名實(shí)驗(yàn)者在輔助周期為30 s時(shí)的有輔助站立運(yùn)動(dòng)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(jī)構(gòu)的平動(dòng)階段，T2～T3為輔助座板邊平動(dòng)邊自身轉(zhuǎn)動(dòng)至輔助結(jié)束階段， T3～T4為實(shí)驗(yàn)者自主站立階段。在輔助準(zhǔn)備階段，與無輔助站立運(yùn)動(dòng)基本相同，實(shí)驗(yàn)者的身體軀干稍向前傾，實(shí)驗(yàn)者在輔助開始時(shí)刻身體軀干的角度為63.6°。在輔助座板平動(dòng)階段，大腿角度保持勻速增加，由于輔助系統(tǒng)的作用，實(shí)驗(yàn)者的軀干部分無需進(jìn)一步前傾，甚至有微微抬起的趨勢(shì)，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(shí)驗(yàn)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(shí)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(yùn)動(dòng)，此階段的運(yùn)動(dòng)過程與無輔助站立運(yùn)動(dòng)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(gè)站立運(yùn)動(dòng)過程中膝關(guān)節(jié)阻力矩始終小于0.5 N·m·kg-1。同時(shí)，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(hào)的幅值與無輔助時(shí)相比有明顯的減少，脛骨前肌的肌電信號(hào)峰值僅有0.06 V，減小的幅度為80.6%，表明實(shí)驗(yàn)者在有輔助站立運(yùn)動(dòng)過程中需要的肌肉力量確實(shí)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(shí)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(dòng)力。

圖6 實(shí)驗(yàn)者在有輔助時(shí)周期為30 s的站立運(yùn)動(dòng)Fig.6 Experimenter’s standing movement with a period of 30 s when assisted

圖7 實(shí)驗(yàn)者在有無輔助時(shí)阻力矩峰值與表面肌電信號(hào)峰值的比較Fig.7 Comparison of peak resistance moment and peak surface EMG signal with or without assistance

6名實(shí)驗(yàn)者在無輔助時(shí)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(hào)峰值的情況見圖7。由圖7可見：①6名實(shí)驗(yàn)者在有輔助時(shí)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(shí)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(hào)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(shí)，個(gè)別實(shí)驗(yàn)者在輔助結(jié)束時(shí)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(shí)，6名實(shí)驗(yàn)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(gè)人的站立運(yùn)動(dòng)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(shí)間，均會(huì)有效降低膝關(guān)節(jié)剩余阻力矩，對(duì)站立緩慢的老年人更加有益;③ 6名實(shí)驗(yàn)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(duì)象，在進(jìn)行人體站立運(yùn)動(dòng)分析的基礎(chǔ)上，確定了輔助站立運(yùn)動(dòng)模式和輔助座板運(yùn)動(dòng)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(shí)及有輔助4種不同輔助周期下的站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)，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(hào)峰值為指標(biāo)對(duì)輔助站立系統(tǒng)進(jìn)行了有效性評(píng)價(jià)，得出了如下結(jié)論：

1)確定的輔助站立運(yùn)動(dòng)模式及輔助座板運(yùn)動(dòng)軌跡，符合人體站立運(yùn)動(dòng)時(shí)下肢的運(yùn)動(dòng)規(guī)律，用平行四邊形機(jī)構(gòu)實(shí)現(xiàn)輔助座板的平動(dòng)及電動(dòng)推桿實(shí)現(xiàn)輔助座板繞自身轉(zhuǎn)動(dòng)經(jīng)實(shí)驗(yàn)檢驗(yàn)是有效的。

2)通過預(yù)備實(shí)驗(yàn)確定的輔助座板以水平姿態(tài)抬升同時(shí)繞膝關(guān)節(jié)轉(zhuǎn)動(dòng)所對(duì)應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動(dòng)角度為α1，以及輔助站立結(jié)束時(shí)對(duì)應(yīng)的大腿轉(zhuǎn)動(dòng)角度為α2，作為輔助站立裝置開發(fā)的基本參數(shù)，對(duì)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(dòng)作結(jié)束的依據(jù)，達(dá)到了輔助站立的目的，老年人對(duì)系統(tǒng)不產(chǎn)生過度依賴。

3)搭建了輔助站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)平臺(tái)，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(hào)峰值為指標(biāo)進(jìn)行了輔助站立系統(tǒng)的有效性評(píng)價(jià)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，6名實(shí)驗(yàn)者在輔助站立運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)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(shí)驗(yàn)者輔助結(jié)束時(shí)膝關(guān)節(jié)的剩余阻力矩均減小至0.5 N·m·kg-1以下，實(shí)現(xiàn)了輔助站立系統(tǒng)的設(shè)計(jì)目標(biāo)，輔助站立系統(tǒng)的輔助效果是明顯的。同時(shí)，6名實(shí)驗(yàn)者在有輔助時(shí)的4種不同輔助周期下，站立運(yùn)動(dòng)過程中的股直肌與脛骨前肌的表面肌電信號(hào)峰值相對(duì)無輔助時(shí)平均減小了79.6%和74.3%，表明輔助站立系統(tǒng)確實(shí)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。