李俊龍，干靜，宋芯

穿戴下肢支撐外骨骼時(shí)人體下肢生物力學(xué)仿真分析

李俊龍，干靜，宋芯

（四川大學(xué) 機(jī)械工程學(xué)院，四川 成都 610065）

隨著工業(yè)外骨骼的廣泛應(yīng)用，外骨骼在輔助人體的同時(shí)也產(chǎn)生了負(fù)載，這種負(fù)載與外骨骼重量相關(guān)。為探究下肢支撐外骨骼重量對(duì)人體的影響，采用有限元方法對(duì)穿戴工業(yè)外骨骼且處于靜態(tài)站姿狀態(tài)下的人體進(jìn)行生物力學(xué)仿真分析?；赑OSER軟件和人體解剖學(xué)數(shù)據(jù)建立包含人體皮膚、軟組織、骨骼以及骨連結(jié)的人體下肢有限元模型，通過與尸體實(shí)驗(yàn)及文獻(xiàn)數(shù)據(jù)的對(duì)比驗(yàn)證了模型可靠性?；谏鲜瞿Ｐ?，在ANSYS中計(jì)算不同外骨骼重量下人體的受力情況，對(duì)比分析各部位應(yīng)力分布情況。結(jié)果表明：在穿戴下肢支撐外骨骼狀態(tài)下，人體各部位的應(yīng)力值增長(zhǎng)與外骨骼重量線性相關(guān)，且人體后腰部位、長(zhǎng)骨骨干、膝關(guān)節(jié)、踝關(guān)節(jié)、足跟處存在較大的應(yīng)力。

下肢支撐外骨骼；有限元分析；人體有限元模型；腰部負(fù)重

現(xiàn)代社會(huì)中，機(jī)器化、智能化和自動(dòng)化生產(chǎn)的普及使工作者的負(fù)擔(dān)大大降低。然而，在設(shè)備裝配、外科手術(shù)等工作領(lǐng)域中，長(zhǎng)期的站立或半蹲工作會(huì)在一定程度上增加工作者患下肢疾病的風(fēng)險(xiǎn)。為解決上述問題，一些學(xué)者嘗試開發(fā)使用機(jī)械設(shè)備如外骨骼來輔助人體，這種外骨骼一般被稱為下肢支撐外骨骼或可穿戴座椅。下肢支撐外骨骼概念最早由Darcy Robert Bonne在1978年提出[1]，近些年逐漸得到開發(fā)和應(yīng)用，其中以Chairless Chair、Archelis、LegX等產(chǎn)品應(yīng)用較為廣泛。

下肢支撐外骨骼的使用與人體相關(guān)，若結(jié)構(gòu)參數(shù)設(shè)計(jì)不合理，不僅起不到輔助作用，還可能會(huì)影響人體的正常活動(dòng)。因此，國(guó)內(nèi)外學(xué)者針對(duì)其舒適性、有效性、穩(wěn)定性均做過大量的實(shí)驗(yàn)和評(píng)估，包括足底壓力數(shù)據(jù)分析、肌電信號(hào)分析、關(guān)節(jié)屈曲角度分析等。Zefeng Yan等[2]設(shè)計(jì)了一款下肢支撐外骨骼，并通過實(shí)驗(yàn)進(jìn)行人體工程學(xué)評(píng)估，結(jié)果表明，當(dāng)穿戴外骨骼時(shí)，腿部肌肉活動(dòng)性降低了44.8%～71.5%，足底壓力降低了58.5%～64.2%。Benjamin Steinhilber等[3]的研究表明，當(dāng)穿戴Chairless Chair在坐姿狀態(tài)下向兩側(cè)伸手去拿3 kg以下物體時(shí)，人體穩(wěn)定性較好，但當(dāng)存在外部干擾時(shí)，人體跌倒的可能性會(huì)大大提高。Stefania Spada等[4]使用AMS軟件對(duì)外骨骼模型與人體肌肉骨骼模型進(jìn)行分析，研究三種不同姿勢(shì)下人體模型、外骨骼模型、地面三者之間的接觸力，并通過實(shí)際實(shí)驗(yàn)加以驗(yàn)證。目前，有關(guān)下肢支撐外骨骼的研究主要集中于采集人體運(yùn)動(dòng)學(xué)數(shù)據(jù)方面。生物力學(xué)能夠?qū)ο到y(tǒng)整體和局部均進(jìn)行準(zhǔn)確的研究，仿真軟件的發(fā)展也為其提供了平臺(tái)，這使得運(yùn)用有限元方法對(duì)外骨骼－人體系統(tǒng)分析具備可行性。因此，本文采用生物力學(xué)仿真的方法來探究外骨骼重量對(duì)人體受力的影響，進(jìn)而改善下肢支撐外骨骼的設(shè)計(jì)。

1 人體有限元模型的建立

1.1 人體幾何模型的建立

目前，建立人體幾何模型的方法有多種，包括基于人體測(cè)量學(xué)的CAD軟件建模、數(shù)字圖像法等[5]。這些方法雖然能提高模型準(zhǔn)確度，但工作量大，且只能構(gòu)建單獨(dú)的骨骼模型或人體表面模型。POSER軟件內(nèi)有基于人體解剖測(cè)量學(xué)的人體模型庫(kù)，包含了可編輯的人體骨骼模型及人體表面模型，部分學(xué)者曾使用其模型進(jìn)行生物力學(xué)仿真分析并取得了較好結(jié)果[6]。因此本文將基于POSER內(nèi)模型，參考人體解剖學(xué)數(shù)據(jù)，建立包含人體皮膚、軟組織、骨骼和骨連結(jié)的參數(shù)化模型。

首先提取出POSER軟件中的男性骨骼模型及人體表面模型。由于工業(yè)下肢支撐外骨骼的使用環(huán)境以工廠為主，考慮到年輕人身高呈現(xiàn)逐年遞增趨勢(shì)，根據(jù)GB 10000－1988[7]，本文選擇身高175 cm、體重71 kg的男性作為模型參考尺寸。其次設(shè)置人體表面模型厚度以形成皮膚模型，參考現(xiàn)有研究和3Dbody解剖軟件中的人體解剖學(xué)數(shù)據(jù)建立椎間盤、半月板、髖關(guān)節(jié)軟骨、膝關(guān)節(jié)軟骨、髖膝踝三部分關(guān)節(jié)韌帶模型，填充皮膚與骨骼、骨連結(jié)中間部分形成軟組織模型。外骨骼的綁縛部分位于人體的腰部和腿部，上肢部分受力較小，所以本文主要針對(duì)人體下肢部分進(jìn)行受力分析。最終得到的人體幾何模型下肢部分如圖1所示，其中部分尺寸數(shù)據(jù)如表1所示。

1.2 人體有限元模型的建立

將上述經(jīng)過處理得到的人體下肢幾何模型導(dǎo)入ANSYS Workbench，進(jìn)行模型的前處理。

1.2.1 材料屬性選擇

只有賦予模型正確的材料參數(shù)才能保證有限元分析的有效性，本文涉及的材料包括骨骼、軟骨、韌帶、軟組織等，為便于后續(xù)計(jì)算，將所有材料定義為各向同性的線彈性材料[13]，其具體參數(shù)如表2所示[6,14-16]。

圖1 最終模型效果圖

1.2.2 定義接觸類型

模型中共包含11種接觸關(guān)系，分別為皮膚－肌肉、肌肉－骨骼、肌肉－韌帶、肌肉－椎間盤、肌肉－半月板、肌肉－關(guān)節(jié)軟骨、骨骼－椎間盤、骨骼－韌帶、骨骼－半月板、骨骼－關(guān)節(jié)軟骨、關(guān)節(jié)軟骨－半月板，考慮到真實(shí)情況中上述接觸面之間不發(fā)生相對(duì)運(yùn)動(dòng)或僅發(fā)生較小滑移，因此均定義為綁定約束。

表1 人體模型部分尺寸數(shù)據(jù)參考

注：MCL（Medial Collateral Ligament）：內(nèi)側(cè)副韌帶；LCL（Lateral Collateral Ligament）：外側(cè)副韌帶；PCL（Posterior Cruciate Ligament）：后交叉韌帶；ACL（Anterior Cruciate Ligament）：前交叉韌帶。

表2 模型材料參數(shù)

1.2.3 網(wǎng)格劃分

采用默認(rèn)的形式劃分網(wǎng)格，由于人體幾何模型表面不規(guī)則，曲面變化較多，選擇四面體網(wǎng)格劃分。最終模型共有927 224個(gè)節(jié)點(diǎn)， 528 191個(gè)單元。

2 有限元模型的驗(yàn)證

本文所用模型來源于POSER軟件，為準(zhǔn)確模擬穿戴下肢支撐外骨骼時(shí)的人體受力情況，需要對(duì)該模型的可靠性進(jìn)行系統(tǒng)驗(yàn)證。在站姿狀態(tài)下，由于結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性，人體的膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)應(yīng)力分布情況較為復(fù)雜，因此本文主要對(duì)膝關(guān)節(jié)和踝關(guān)節(jié)模型的有效性進(jìn)行驗(yàn)證。

2.1 膝關(guān)節(jié)模型可靠性驗(yàn)證

選用Toru Fukubayashi等[17]的新鮮尸體標(biāo)本實(shí)驗(yàn)對(duì)所建立的膝關(guān)節(jié)有限元模型的可靠性進(jìn)行驗(yàn)證。提取出僅包含骨骼和骨連結(jié)部分的膝關(guān)節(jié)模型，股骨和脛骨僅保留約10 cm長(zhǎng)度，根據(jù)實(shí)驗(yàn)條件對(duì)股骨上表面施加1000 N載荷力，方向沿股骨與脛骨骨干方向，同時(shí)約束脛骨下表面所有自由度和股骨屈曲方向自由度。分析結(jié)果如圖2所示。

圖2 1000 N載荷下膝關(guān)節(jié)的最大應(yīng)力云圖

得到1000 N載荷下的應(yīng)力數(shù)據(jù)如表3所示。將所得數(shù)據(jù)與以往文獻(xiàn)進(jìn)行對(duì)比[17-19]，發(fā)現(xiàn)最大應(yīng)力值與文獻(xiàn)中數(shù)據(jù)較為接近，且均分布在膝關(guān)節(jié)內(nèi)側(cè)區(qū)域。因此，所建膝關(guān)節(jié)模型的生物力學(xué)響應(yīng)有效，可用于后續(xù)仿真計(jì)算。

表3 1000 N載荷下膝關(guān)節(jié)的最大應(yīng)力情況

2.2 踝關(guān)節(jié)模型可靠性驗(yàn)證

參考Anderson等[20]的新鮮尸體標(biāo)本實(shí)驗(yàn)和張禹等[21]的有限元仿真實(shí)驗(yàn)，對(duì)踝關(guān)節(jié)模型施加相應(yīng)的載荷和約束條件，如圖3（a）所示，去除掉模型中皮膚和軟組織部分，對(duì)脛骨、腓骨上表面分別施加500 N、100 N的力，并約束跟骨、跖骨和趾骨下表面所有自由度，計(jì)算脛骨下關(guān)節(jié)面的最大應(yīng)力值。應(yīng)力分析結(jié)果如圖3（b）所示。

圖3 踝關(guān)節(jié)模型可靠性驗(yàn)證

與以往研究結(jié)果進(jìn)行比較，驗(yàn)證模型的有效性，如表4所示。由于選取的模型樣本來源不同，骨骼以及韌帶的大小形態(tài)存在差異，因此數(shù)據(jù)值不能完全吻合，但本文所得數(shù)據(jù)位于文獻(xiàn)數(shù)據(jù)范圍之內(nèi)，仿真結(jié)果可以證明踝關(guān)節(jié)模型的可靠性。

表4 脛骨下關(guān)節(jié)面最大應(yīng)力值對(duì)比

3 穿戴外骨骼狀態(tài)下人體有限元仿真

3.1 確定載荷和約束

人體模型所受載荷包括自身重力與外骨骼拉力兩部分，其中重力通過施加重力場(chǎng)來模擬。在實(shí)際穿戴過程中，外骨骼拉力主要通過腰帶作用于人體，因此此處僅建立與力傳導(dǎo)有關(guān)的腰帶部分模型，如圖4所示，其尺寸和外形參考圖5所示的實(shí)際產(chǎn)品。圖中兩條連接帶將腰帶與外骨骼主體部分相連接，在有限元模型中通過對(duì)這兩條帶的末端施加法向拉力來模擬外骨骼的重力。在工廠作業(yè)狀態(tài)下，外骨骼重量過重會(huì)給作業(yè)者帶來負(fù)擔(dān)，參考以往有關(guān)人體負(fù)載的研究，本文外骨骼重量分別取為5%BW（Body Weight，體重）、10%BW、15%BW、20%BW、25%BW、30%BW。選擇Workbench材料庫(kù)中的尼龍材料作為腰帶部分材料。

圖4 外骨骼腰帶模型

靜態(tài)站姿狀態(tài)下，雙腳與地面接觸來支撐人體，因此約束人體模型中足底的全部自由度。同時(shí)，人在腰部受力的狀態(tài)下會(huì)自主控制身體不發(fā)生過度傾斜，為了模擬這種作用，對(duì)腰部后側(cè)腰帶下方區(qū)域施加無摩擦支撐。

圖5 外骨骼產(chǎn)品腰帶部分

3.2 仿真結(jié)果

利用ANSYS Workbench對(duì)處理完成的人體有限元模型進(jìn)行仿真分析，不同重量下的人體應(yīng)力分布情況大致相似，此處以15%BW的外骨骼重量為例。

3.2.1 皮膚應(yīng)力分析

皮膚最大應(yīng)力云圖如圖6所示。皮膚模型的應(yīng)力主要集中在足部和腰部區(qū)域，最大應(yīng)力值出現(xiàn)在足跟處以及與腰帶下邊緣接觸的后腰處，分別為32.94 kPa和23.32 kPa。其中足部支撐著整個(gè)人體模型，承受較大的壓力，同時(shí)由于拉力方向?yàn)樾毕蛳拢虼俗愀帒?yīng)力最為集中。而腰部區(qū)域與腰帶直接相接觸，在拉力作用下腰帶與人體皮膚之間發(fā)生擠壓，產(chǎn)生較大應(yīng)力，集中于連接帶周圍以及髂嵴周圍皮膚。

3.2.2 軟組織應(yīng)力分析

軟組織最大應(yīng)力云圖如圖7所示。軟組織外層應(yīng)力分布與皮膚類似，在外骨骼拉力作用下，軟組織模型的腰部和足部區(qū)域也產(chǎn)生了較大應(yīng)力，且最大應(yīng)力值出現(xiàn)部位均一致。由于軟組織層未與腰帶直接接觸，在皮膚層的緩沖下，其腰部應(yīng)力值相對(duì)更低，最大應(yīng)力值為11.85 kPa。同時(shí)，與內(nèi)部骨骼直接接觸導(dǎo)致軟組織層內(nèi)部以及足跟處出現(xiàn)了更大的應(yīng)力，足跟處最大應(yīng)力值為47.41 kPa。

3.2.3 骨骼及骨連結(jié)應(yīng)力分析

骨骼及骨連結(jié)最大應(yīng)力云圖如圖8所示。整體模型的應(yīng)力主要集中在長(zhǎng)骨骨干、膝關(guān)節(jié)以及踝關(guān)節(jié)處，最大應(yīng)力值出現(xiàn)在踝關(guān)節(jié)處。在彎曲載荷和壓縮載荷的雙重作用下，股骨干和脛骨干較長(zhǎng)，因此前側(cè)受拉、后側(cè)受壓，且后側(cè)中部所受載荷更大，最大應(yīng)力值分別為股骨4.20 MPa、脛骨2.23 MPa。而膝關(guān)節(jié)連接股骨和脛骨，主要起傳導(dǎo)力的作用，由于人體模型站姿正確且未施加扭轉(zhuǎn)和剪切載荷，所以此部分所受載荷與其他部位相比較小，最大應(yīng)力值出現(xiàn)在半月板內(nèi)側(cè)，為1.77 MPa。

另外，作為人體站姿狀態(tài)下的主要承重關(guān)節(jié)，在外骨骼拉力作用下，踝關(guān)節(jié)所受載荷最大，具體表現(xiàn)為距腓前韌帶、距腓后韌帶、跟腓韌帶、三角韌帶以及與這些韌帶所連接的骨骼相應(yīng)區(qū)域應(yīng)力較大，排除局部應(yīng)力集中情況，最大應(yīng)力值出現(xiàn)在距腓前韌帶與腓骨連接處，為8.91 MPa。

圖6 皮膚最大應(yīng)力云圖

圖7 軟組織最大應(yīng)力云圖

圖8 骨骼及骨連結(jié)最大應(yīng)力云圖

3.3 外骨骼重量對(duì)人體生物力學(xué)的影響

根據(jù)上述應(yīng)力分析，為探究外骨骼不同重量對(duì)人體生物力學(xué)影響的差異性，需提取部分特征量來進(jìn)行對(duì)比分析?？紤]到模型本身和網(wǎng)格劃分過程中的不對(duì)稱性，取人體左右兩側(cè)對(duì)應(yīng)數(shù)據(jù)的平均值作為最后的輸出數(shù)據(jù)。所有特征量數(shù)據(jù)統(tǒng)計(jì)后得到的結(jié)果如圖9所示。

圖9 外骨骼不同重量下人體部分特征量應(yīng)力值

當(dāng)外骨骼重量位于0%～30%BW范圍內(nèi)時(shí)，隨著外骨骼重量的增加，所有特征量的最大應(yīng)力值和平均應(yīng)力值均相應(yīng)的增加，最大應(yīng)力值增加速度較快而平均應(yīng)力值增加速度較慢，并且大致都呈線性增加趨勢(shì)。運(yùn)用SPSS軟件對(duì)以上數(shù)據(jù)進(jìn)行雙變量相關(guān)性分析，結(jié)果顯示，所有特征量均與外骨骼重量高度相關(guān)，Pearson相關(guān)系數(shù)位于0.99～1.00之間。這說明在保證下肢支撐外骨骼必要功能的前提下，減輕外骨骼重量能夠有效減少使用者身體各個(gè)部分所受到的壓力。

對(duì)于皮膚和軟組織，最大應(yīng)力值增加速度為連接帶周圍皮膚＞連接帶周圍軟組織＞足底軟組織＞髂嵴周圍皮膚＞髂嵴周圍軟組織＞足底皮膚。當(dāng)外骨骼重量較小時(shí)，在髖骨與腰帶的內(nèi)外擠壓下，髂嵴周圍皮膚和軟組織最大應(yīng)力值更高，而當(dāng)外骨骼重量增加到10%BW或20%BW左右時(shí)，連接帶周圍皮膚和軟組織承受壓力變得更大，特別是皮膚處應(yīng)力值顯著增加。因此，在對(duì)下肢支撐外骨骼進(jìn)行設(shè)計(jì)時(shí)，可以對(duì)腰帶后部主要受力點(diǎn)進(jìn)行結(jié)構(gòu)優(yōu)化，改善人體受力情況。在后續(xù)實(shí)際穿戴體驗(yàn)中，50名實(shí)驗(yàn)者的主客觀數(shù)據(jù)也證明了該優(yōu)化的有效性。

對(duì)于骨骼及骨連結(jié)，最大應(yīng)力值增加速度為股骨干＞距腓前韌帶＞脛骨干＞半月板＞足骨＞骨盆，且股骨干及距腓前韌帶的平均應(yīng)力值增加速度也達(dá)到了較高水平。所以，在穿戴下肢支撐外骨骼時(shí)，使用者需要注意保護(hù)踝關(guān)節(jié)，必要時(shí)可穿戴護(hù)具，以免發(fā)生韌帶拉傷。

4 結(jié)論

本文以工業(yè)下肢支撐外骨骼為研究對(duì)象，建立了人體與外骨骼腰帶參數(shù)化模型，運(yùn)用有限元方法，分析了在外骨骼拉力作用下人體下肢各部位的應(yīng)力分布情況，并對(duì)不同外骨骼重量下的應(yīng)力分布情況進(jìn)行了分析，得到結(jié)論：在穿戴下肢支撐外骨骼狀態(tài)下，人體皮膚與軟組織的后腰處、髂嵴周圍、足跟部會(huì)受到較大的壓力，同時(shí)長(zhǎng)骨骨干后側(cè)、半月板內(nèi)側(cè)、踝關(guān)節(jié)特別是距腓前韌帶也有較大的應(yīng)力值分布。另外，隨著外骨骼重量的增加，人體各個(gè)部位的應(yīng)力值大致呈線性增加趨勢(shì)，其中連接帶周圍皮膚最大應(yīng)力值增加速度最快。

該研究結(jié)果可用于改進(jìn)下肢支撐外骨骼的設(shè)計(jì)，進(jìn)而改善人體穿戴時(shí)的體驗(yàn)，提高舒適度。但本文軟組織模型部分較為粗糙，在以后的研究中應(yīng)將其細(xì)分為肌肉、器官、血管等組織，對(duì)穿戴下肢支撐外骨骼狀態(tài)下的人體肌肉力、器官負(fù)載以及血流動(dòng)力學(xué)做進(jìn)一步的研究。

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Biomechanical Simulation Analysis of Human Lower Limbs with Support Exoskeleton

LI Junlong，GAN Jing，SONG Xin

(School of Mechanical Engineering, Sichuan University, Chengdu 610065, China)

Industrial exoskeletons are widely used to assist human body. However, they also generate loads due to the weight of themselves. In order to investigate the impact of the weight of the lower limb support exoskeleton on human body, the finite element method was used to carry out the biomechanical simulation analysis of human with industrial exoskeleton in the static standing position. The finite element model includes skin, soft tissues, bones and bone joints, which was established based on POSER software and human anatomy data. The reliability of the model was verified in comparison with cadaveric experiments and literature data. Based on this model, the stresses of human body under different exoskeleton weights were calculated with ANSYS, and the stress values of each part were compared and analyzed. The results show that with lower limb support exoskeleton, the growth of stress values in each part of the human body is linearly related to the weight of the exoskeleton, and stress concentrates on the back of the waist, the long bone shaft, the knee joint, the ankle joint and the heel.

lower limb support exoskeleton；finite element analysis；human finite element model；lumbar load

TP242；R318.01

A

10.3969/j.issn.1006-0316.2023.12.011

1006-0316 (2023) 12-0066-08

2023-04-28

軍工橫向項(xiàng)目（HG2021009）

李俊龍（1998－），男，回族，湖南常德人，碩士研究生，主要研究方向?yàn)槿藱C(jī)工程，E-mail：2057362592@qq.com；干靜（1968－），女，重慶人，博士研究生，教授，主要研究方向?yàn)槿藱C(jī)包容性設(shè)計(jì)、計(jì)算機(jī)輔助工業(yè)設(shè)計(jì)、機(jī)械設(shè)計(jì)等。