基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型設(shè)計(jì)

1、基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型設(shè)計(jì)作 者 姓 名：葛濤指 導(dǎo) 教 師：王斐單 位 名 稱：信息科學(xué)與工程學(xué)院專 業(yè) 名 稱：自動(dòng)化東 北 大 學(xué)2013年6月Design of the Lower Limb of the Human Body Biological Dynamics Model Based on neural networkBy GeTaoSupervisor: Associate Professor Wang FeiNortheastern UniversityJune 2013東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）任務(wù)書畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）任務(wù)書畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）題

2、目：基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型設(shè)計(jì)設(shè)計(jì)(論文)的基本內(nèi)容：(1)通過表面肌電信號(hào)控制外骨骼運(yùn)動(dòng)的背景與發(fā)展現(xiàn)狀(2)檢測(cè)下肢表面肌電信號(hào)，對(duì)信號(hào)分析處理提取特征(3)由表面肌電信號(hào)與外骨骼輸出力矩的關(guān)系，運(yùn)用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)建立人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型(4)總結(jié)與撰寫論文畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）專題部分：題目： 設(shè)計(jì)或論文專題的基本內(nèi)容： 學(xué)生接受畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）題目日期第周指導(dǎo)教師簽字年月日VI東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 摘要基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型設(shè)計(jì)摘要人口老齡化是當(dāng)今世界各國(guó)普遍面臨的重大社會(huì)問題，下肢外骨骼助力裝置的主要功能是擴(kuò)展人體下肢的運(yùn)動(dòng)能力，老人將是其中的受益者。此外，

3、軍事上外骨骼助力裝置也可以極大的提高士兵的戰(zhàn)斗力，醫(yī)學(xué)上可以輔助病人進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。將人體劃分為若干個(gè)具有相同密度和規(guī)則幾何形狀的剛性肢體環(huán)節(jié)，各環(huán)節(jié)之間由球鉸連接，并忽略人體組織形變及器官的不對(duì)稱性，建立人體下肢動(dòng)力學(xué)模型，并計(jì)算關(guān)節(jié)力矩。表面肌電信號(hào)是從人體骨骼肌表面記錄下來的神經(jīng)肌肉活動(dòng)發(fā)放的生物信號(hào)，能準(zhǔn)確反映人的神經(jīng)、肌肉運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。通過人體下肢表面肌電信號(hào)，利用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)控制外骨骼助力裝置的關(guān)節(jié)力矩，輔助人體下肢運(yùn)動(dòng)。本論文主要工作是建立人體下肢動(dòng)力學(xué)模型，運(yùn)用角動(dòng)量定理計(jì)算人體行走時(shí)的關(guān)節(jié)力矩，通過采集的人體表面肌電信號(hào)以及下肢角速度信息，應(yīng)用神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)預(yù)測(cè)關(guān)節(jié)力矩，實(shí)現(xiàn)外骨骼輔助系統(tǒng)力

4、矩輸出的智能化。論文首先介紹了外骨骼助力裝置的研究意義、國(guó)內(nèi)外發(fā)展現(xiàn)狀以及本論文的主要研究?jī)?nèi)容。并介紹了表面肌電信號(hào)的形成過程和特點(diǎn)以及人體下肢表面肌電信號(hào)與慣性數(shù)據(jù)采集實(shí)驗(yàn)的實(shí)驗(yàn)設(shè)備，詳細(xì)記錄了實(shí)驗(yàn)過程以及實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。由于設(shè)備信號(hào)采集頻率不同，對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行了重采樣。其次，將人體劃分為若干個(gè)具有相同密度和規(guī)則幾何形狀的剛性肢體環(huán)節(jié)，建立了人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型。對(duì)慣性傳感器數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，利用角動(dòng)量定理，求得關(guān)節(jié)力矩。再次，介紹了人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的概念、特點(diǎn)以及在控制領(lǐng)域的進(jìn)展，重點(diǎn)介紹了BP神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的特點(diǎn)和學(xué)習(xí)過程，并列出了BP神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的改進(jìn)算法。論文中使用的是LM算法，搭建人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，經(jīng)過實(shí)驗(yàn)

5、，找到了恰當(dāng)?shù)碾[層節(jié)點(diǎn)數(shù)。最后，對(duì)實(shí)驗(yàn)研究進(jìn)行了總結(jié)，網(wǎng)絡(luò)模型能較好的反映表面肌電信號(hào)和關(guān)節(jié)輸出力矩之間的關(guān)系。提出了有待進(jìn)一步解決的問題，并對(duì)后來的工作進(jìn)行了展望。應(yīng)用表面肌電信號(hào)預(yù)測(cè)關(guān)節(jié)力矩的準(zhǔn)確率還需進(jìn)一步提高，特別是波峰處的力矩，只要這樣，才能實(shí)現(xiàn)外骨骼輔助系統(tǒng)的平穩(wěn)控制。關(guān)鍵詞：下肢外骨骼；生物動(dòng)力學(xué)模型；表面肌電信號(hào)；關(guān)節(jié)力矩；神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)；東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） AbstractDesign of the Lower Limb of the Human Body Biological Dynamics Model Based on neural networkAbstractP

6、opulation aging is a major social problem the countries in the world facing. The main function of lower extremity exoskeleton assisting device is to extend the ability of the body movement of the lower limbs and the elderly will be one of the beneficiaries. In addition, the military exoskeletons boo

7、ster device also can greatly improve the soldier's combat effectiveness. In the medical field, it can assist the patient to take rehabilitation The human body is divided into a number of rules that have the same density and geometry of the rigid body link and I ignore human tissues and organs of

8、 the asymmetric deformation, and establish lower limb dynamics model. Surface EMG was recorded from the surface of human skeletal neuromuscular activity released biological signals. It can accurately reflect the people's nerves and muscle movement state. Lower limb EMG through the use of neural

9、network control assisting device exoskeleton joint torque, assisted human lower limb movement.The thesis mainly studies the biological dynamics model of the lower limb of the human body and the relationship between the lower limb of the human body surface EMG and joint torque. Firstly it introduces

10、the current development of the significance of the research, exoskeleton device at home and abroad as well as the main research contents of this thesis. It introduces the forming process and the characteristic as well as the lower limb SEMG signal and the inertial data acquisition experimental equip

11、ment of surface EMG signal, a detailed record of the experiment process and the experiment data. Because the signal acquisition frequency of EMG signals, I resample the surface EMG signal. Secondly, the body is divided into a plurality of having the same density and geometry of the rigid body of rul

12、es, established the dynamic model of human lower extremity biological. To deal with the inertial sensor data, using the theorem of angular momentum, I calculate the joint torque. And the integration of surface EMG data and joint torque output data laid the foundation for the recognition of surface E

13、MG signal for surface EMG and joint torque. Thirdly, the thesis introduces the concept, the characteristics of artificial neural network and the progress in the field of control. It mainly introduces the characteristics, the learning process of BP neural network and the improved algorithm of BP neur

14、al network. The paper uses the LM algorithm of artificial neural network, set up, after the experiment, found the number of nodes in hidden layer appropriate. Finally, to sum up the experiment, the network model can better reflect the surface EMG and joint relationship between output torque. There a

15、re also problems to be solved, and the later work is prospected. The accurate rate of surface EMG signal control needs to be further improved, when the body of multi-freedom compound action or continuous action, surface EMG signal will be more complex, more difficult to identify the joint torque, hi

16、gher precision of prediction algorithms need to be further studied.Keywords：Lower extremity exoskeleton; biokinetic models; surface EMG; joint torques; neural network東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 目錄目錄畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）任務(wù)書I摘要IIAbstractIII第一章 緒論11.1課題研究背景及意義11.2下肢外骨骼裝置的國(guó)內(nèi)外研究概況21.3表面肌電信號(hào)的國(guó)內(nèi)外研究概況41.4本文主要工作5第二章 下肢運(yùn)動(dòng)信息肌電信號(hào)采集實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)7

17、2.1表面肌電信號(hào)72.1.1表面肌電信號(hào)的產(chǎn)生72.1.2表面肌電信號(hào)的特點(diǎn)92.2實(shí)驗(yàn)過程102.2.1實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備102.2.2實(shí)驗(yàn)內(nèi)容122.2.3數(shù)據(jù)記錄132.3實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)處理142.4本章小結(jié)15第三章 人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型173.1基于多剛體模型的動(dòng)力學(xué)建模173.1.1多剛體動(dòng)力學(xué)模型173.1.2人體生物力學(xué)參數(shù)183.2力矩計(jì)算203.2.1角動(dòng)量定理203.2.2數(shù)據(jù)處理223.3本章小結(jié)23第四章 基于BP神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的力矩預(yù)測(cè)254.1人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)概述254.1.1人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的特點(diǎn)254.1.2神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)在控制領(lǐng)域的進(jìn)展264.2BP神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)274.3實(shí)驗(yàn)結(jié)果分析與討論30

18、4.4本章小結(jié)34第五章 結(jié)束語355.1本文總結(jié)355.2研究展望35參考文獻(xiàn)37致謝39東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第一章 緒 論第一章 緒論1.1 課題研究背景及意義截至2012年底，我國(guó)老年人口數(shù)量達(dá)到1.94億，比上年增加891萬，占總?cè)丝诘?4.3%。人口老齡化不只是人口結(jié)構(gòu)變化，還對(duì)我國(guó)政治、經(jīng)濟(jì)、社會(huì)都帶來重大影響。伴隨人口老齡化過程中明顯的生理衰退就是老年人四肢的靈活性逐步下降，進(jìn)而對(duì)日常的生活產(chǎn)生種種不利的影響。在老齡人群中有大量的腦血管疾病或神經(jīng)系統(tǒng)疾病患者如脊髓損失、腦外傷等，這類患者多數(shù)伴有步態(tài)紊亂或下肢癱瘓。近年來，患心腦血管疾病使中老年患者出現(xiàn)偏癱的人數(shù)不斷增多

19、，而且逐漸年輕化。此外，各種自然災(zāi)難、疾病以及交通事故造成的肢體運(yùn)動(dòng)性障礙的病人也在不斷增加。外骨骼系統(tǒng)作為康復(fù)型設(shè)備，它可以輔助病人進(jìn)行康復(fù)性運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練，通過預(yù)定的運(yùn)動(dòng)軌跡指導(dǎo)病人恢復(fù)運(yùn)動(dòng)或者是給病人提供輔助的外力。下肢助力外骨骼一種類似于人體下肢的外骨骼機(jī)械裝置，并聯(lián)與穿戴者下肢外部，通過安裝在腿部各關(guān)節(jié)處的驅(qū)動(dòng)器，輔以關(guān)節(jié)角度測(cè)量?jī)x及力傳感器系統(tǒng)，驅(qū)動(dòng)下肢助力外骨骼達(dá)到與穿戴者同步協(xié)調(diào)行走，并在行走過程中提供助力。軍事上，外骨骼可以增強(qiáng)士兵的速度和力量，提高戰(zhàn)斗力。醫(yī)學(xué)上，殘障人士穿戴外骨骼助力裝置后，可以提高他們的生活和工作勞動(dòng)能力。也可以用來輔助醫(yī)生幫助病人進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練。日常生活中，它

20、還可以在工廠、消防等特殊環(huán)境下用來承擔(dān)體力勞動(dòng)中的大部分負(fù)重。表面肌電信號(hào)（Surface Electromyography，簡(jiǎn)稱SEMG）是從人體骨骼肌表面記錄下來，通過表面電極采集到的反應(yīng)人體神經(jīng)肌肉活動(dòng)所產(chǎn)生的生物電信號(hào)，它反映了神經(jīng)、肌肉的功能狀態(tài)。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)的發(fā)展，如何從表面肌電信號(hào)中獲取肢體的運(yùn)動(dòng)相關(guān)信息已經(jīng)越來越受到人們的關(guān)注。表面肌電信號(hào)信號(hào)是一種能夠反應(yīng)神經(jīng)控制信息的信息源，將肌電信號(hào)作為下肢外骨骼機(jī)器人的控制信號(hào)源，前景十分誘人，因?yàn)榧‰娦盘?hào)的最大優(yōu)點(diǎn)是它是大腦意識(shí)的直接反應(yīng)，充分考慮了使用者的意愿，根據(jù)環(huán)境狀況實(shí)現(xiàn)使用者的隨意控制，及時(shí)適應(yīng)外界環(huán)境變化。人體的肢體是一

21、個(gè)復(fù)雜且精巧的動(dòng)力系統(tǒng)，下肢外骨骼作為智能輔助系統(tǒng)，要求在增強(qiáng)人類現(xiàn)有運(yùn)動(dòng)能力的同時(shí)，保留人的靈活性和直接操作的感覺。其工作原理是獲取使用者的運(yùn)動(dòng)信息，據(jù)此判斷并控制系統(tǒng)以何種方式、何種大小提供動(dòng)作輔助，并要求下肢外骨骼系統(tǒng)如同人體的固有組成成分，與其它運(yùn)動(dòng)器官協(xié)同工作，完成使用者自身難以完成的行動(dòng)任務(wù)。在研究過程中，首先要建立準(zhǔn)確的人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型，然后計(jì)算出活動(dòng)時(shí)的關(guān)節(jié)力矩，由人體下肢表面肌電信號(hào)控制輸出相應(yīng)的關(guān)節(jié)力矩。1.2 下肢外骨骼裝置的國(guó)內(nèi)外研究概況美國(guó)國(guó)防部研究計(jì)劃署（DARPA）投資五千萬美元為地面部隊(duì)開發(fā)外骨骼套裝這種可穿戴的機(jī)器人系統(tǒng)可以使士兵能夠跑得更快，攜帶更重的

22、武器以及跳過較大的障礙物。伯克利·布里克外骨骼（Berkeley lower extremity exoskeleton, BLEEX）由美國(guó)加州人學(xué)伯克利分校機(jī)器人和人體工程實(shí)驗(yàn)室研制,致力于幫助士兵、營(yíng)救人員、消防人員以及其他所有應(yīng)急人員輕松攜帶各種裝備。BLEEX（如圖1.1所示）下肢外骨骼由背包式外架、金屬腿及液壓驅(qū)動(dòng)設(shè)備組成,其機(jī)械系統(tǒng)的設(shè)計(jì)與人體結(jié)構(gòu)十分相似,背包式外架可使穿戴者攜帶一定負(fù)荷,其有效作用力由外骨骼直接傳至地面。穿上它我們可以自由蹲下、彎腿、跳躍、擺腿、行走及跑步等各種下肢運(yùn)動(dòng)。此外,當(dāng)電源不足時(shí),該系統(tǒng)可以拆下折疊成一個(gè)背包。注：1-包式外架及其周同能源模

23、塊；2-川性連接部分；3-能源模塊及中央處理器；4-半剛性背心；5-液壓驅(qū)動(dòng)設(shè)備；6-剛性連接部分圖1.1 BLEEX 下肢外骨骼1日本筑波大學(xué)（Tsukuba University）在2002年研制開發(fā)了機(jī)器人裝混合助力腿（Hyhrid assitive limb，HAL）。該系統(tǒng)外形小巧，高1.6米，重23千克，供電電池使用100V直流電，可持續(xù)使用5小時(shí)。機(jī)械外骨骼綁縛在人腿的兩側(cè)，依靠貼住腿部皮膚上的EMG傳感器檢測(cè)肌肉的電流，控制電動(dòng)馬達(dá)驅(qū)動(dòng)機(jī)械外骨骼運(yùn)動(dòng)，以輔助腿部的動(dòng)作。2005年，經(jīng)改良后代號(hào)為“HAL-5”在愛知世博會(huì)上首次亮相，其重量約15公斤，電池供電，一次充電可工作兩個(gè)

24、小時(shí)和更多時(shí)間（取決于負(fù)載大?。Ｍ瑯油ㄟ^肌電信號(hào)在皮膚表面的變化中探測(cè)到肌肉的運(yùn)動(dòng)，然后將運(yùn)動(dòng)的力量放大。借助這種機(jī)器裝置的幫助，一個(gè)弱不禁風(fēng)的小女子也能提起幾十公斤的重物。與HAL-3不同之外在于HAL-5增加了上肢支持系統(tǒng)。HAL-5如圖1.2所示。圖1.2 HAL-5機(jī)器人2在我國(guó)，針對(duì)外骨骼機(jī)器人技術(shù)的研究雖然處于起步階段，但起點(diǎn)高，近幾年發(fā)展迅速3。南京理工大學(xué)機(jī)械學(xué)院趙彥峻等通過分析人類下肢關(guān)節(jié)的特點(diǎn)、行走步態(tài)及下肢自由度，并結(jié)合下肢外骨骼工作原理及結(jié)構(gòu)組成，設(shè)計(jì)出一種提高士兵載荷的下肢外骨骼裝置。哈爾濱工業(yè)大學(xué)研制了AVR單片機(jī)下肢外骨骼機(jī)器人。清華大學(xué)精密儀器系康復(fù)工程研究中

25、心發(fā)明了步態(tài)康復(fù)訓(xùn)練機(jī)器人（gait rehabilitation training system，GRTS）。浙江大學(xué)流體傳動(dòng)與控制國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室從上世紀(jì)90年代開始致力于人機(jī)一體化理論研究，并衍生出人機(jī)智能柔性外骨骼技術(shù)研究，開發(fā)了下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練外骨骼系統(tǒng)等。外骨骼助力裝置的控制要求對(duì)使用者施加的力以及力矩做出快速準(zhǔn)確的反應(yīng)，控制多個(gè)關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)，同時(shí)又能夠根據(jù)外界環(huán)境的變化不斷調(diào)整控制參數(shù)，將人的智能與機(jī)器的動(dòng)力結(jié)合在一起，基于人體運(yùn)動(dòng)行為意識(shí)基礎(chǔ)上，利用機(jī)器的強(qiáng)大動(dòng)力來實(shí)現(xiàn)人的運(yùn)動(dòng)。表面肌電信號(hào)能夠反映人的意識(shí)，用于人機(jī)智能系統(tǒng)中能大大提高系統(tǒng)的自主程度，并且能夠使該人機(jī)智能系統(tǒng)真正按

26、照人的意識(shí)去動(dòng)作。表面肌電信號(hào)檢測(cè)可提供有關(guān)能反映外周神經(jīng)肌肉功能狀態(tài)的信息。表面肌電信號(hào)比較微弱，特征提取是重要的一個(gè)環(huán)節(jié)。建立準(zhǔn)確的下肢動(dòng)力學(xué)模型，找到表面肌電信號(hào)與輸出力矩的非線性關(guān)系，應(yīng)用于外骨骼助力裝置等方面有著廣闊的前景。1.3 表面肌電信號(hào)的國(guó)內(nèi)外研究概況表面肌電最早被用來度量肌肉收縮力量，收縮時(shí)間和肌肉疲勞狀態(tài)，用于仿生學(xué)、生物力學(xué)、生物反饋、運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)和康復(fù)工程研究中，例如，研究發(fā)現(xiàn)，在完成相同負(fù)荷的工作狀態(tài)下，肌肉疲勞會(huì)導(dǎo)致肌電的振幅值增加，而且肌電信號(hào)的傅立葉頻譜曲線也會(huì)發(fā)生不同程度的左移現(xiàn)象，并導(dǎo)致反映頻譜曲線特征的MPF和MF值相應(yīng)下降，可以據(jù)此進(jìn)行肌肉疲勞檢測(cè)；在外骨

27、骼、假肢以及輪椅等智能產(chǎn)品的設(shè)計(jì)與控制中，肌電信號(hào)常被用做系統(tǒng)控制源，用于驅(qū)動(dòng)智能輔助系統(tǒng)根據(jù)人體的主觀運(yùn)動(dòng)意圖正確工作。德國(guó)OttoBock公司研制的自動(dòng)SUVA感應(yīng)手，可以通過肌電信號(hào)的強(qiáng)弱來控制假手的張、合速度，使抓取動(dòng)作簡(jiǎn)單而自然。國(guó)內(nèi)以清華大學(xué)為代表的研究機(jī)構(gòu)也取得了一定的成果，提出具有路況識(shí)別功能的智能膝上假肢，并在國(guó)內(nèi)首次展開大腿假肢在滑倒過程中的平衡策略研究。在臨床診斷應(yīng)用領(lǐng)域中，常利用神經(jīng)及肌肉的電生理特性，以電流刺激神經(jīng)并記錄其動(dòng)作和感覺的反應(yīng)波，以輔助神經(jīng)肌肉疾病的診斷。在體育科學(xué)研究領(lǐng)域中，肌電技術(shù)還被應(yīng)用在以下三個(gè)方面：其一，用于測(cè)定人體活動(dòng)的反應(yīng)時(shí)、運(yùn)動(dòng)時(shí)和電機(jī)械延

28、時(shí)等生理特征，其研究結(jié)果可以用于運(yùn)動(dòng)員選材以及訓(xùn)練控制等；其二，從生理學(xué)角度分析肌肉活動(dòng)的協(xié)調(diào)關(guān)系，通過肌電信號(hào)來評(píng)定某一動(dòng)作中肌肉激活的先后順序以及肌肉發(fā)力的順序，可用于運(yùn)動(dòng)技術(shù)的分析和評(píng)價(jià)；其三，評(píng)定運(yùn)動(dòng)員的肌肉訓(xùn)練程度，一般而言，無訓(xùn)練者在完成某一動(dòng)作時(shí)，由于不該參與活動(dòng)的肌肉也參與作用，其肌電信息雜亂，而訓(xùn)練程度較高的運(yùn)動(dòng)員在完成相同動(dòng)作時(shí)，肌肉放電整齊，并具有一定的規(guī)律性。1.4 本文主要工作本文的主要工作包括以下幾個(gè)方面：(1) 首先簡(jiǎn)介表面肌電信號(hào)和外骨骼助力裝置的背景、發(fā)展現(xiàn)狀以及研究意義。(2) 介紹了肌電信號(hào)的概念、產(chǎn)生過程和特點(diǎn)，并闡述了表面肌電信號(hào)作為外骨骼助力裝置控制

29、信號(hào)的優(yōu)點(diǎn)。接著簡(jiǎn)單介紹了實(shí)驗(yàn)用的慣性傳感器和表面肌電信號(hào)采集設(shè)備，詳細(xì)記錄了實(shí)驗(yàn)過程以及實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，并對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行了前期處理，為后期研究表面肌電信號(hào)和關(guān)節(jié)輸出力矩的關(guān)系做了鋪墊。(3) 建立了人體下肢動(dòng)力學(xué)多剛體模型，直接利用多剛體系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)理論進(jìn)行力學(xué)建模，方法簡(jiǎn)便，是研究人體運(yùn)動(dòng)的常用建模方法之一。對(duì)慣性傳感器記錄的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，利用角動(dòng)量定理和關(guān)節(jié)質(zhì)量質(zhì)心回歸方程，求得關(guān)節(jié)力矩，并將表面肌電信號(hào)關(guān)節(jié)力矩信號(hào)數(shù)據(jù)整合，為下一章表面結(jié)電信號(hào)的識(shí)別做好準(zhǔn)備。(4) 介紹了人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的含義、特點(diǎn)以及發(fā)展?fàn)顩r，重點(diǎn)介紹了BP神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的特點(diǎn)和算法學(xué)習(xí)過程。搭建恰當(dāng)?shù)腂P神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)模型，不斷改變模型

30、參數(shù)，找到表面肌電信號(hào)和關(guān)節(jié)輸出力矩之間的關(guān)系，并對(duì)模型進(jìn)行了檢驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)結(jié)果較好，可以反映兩者之間的關(guān)系。39東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第二章下肢運(yùn)動(dòng)信息肌電信號(hào)采集實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)第二章 下肢運(yùn)動(dòng)信息肌電信號(hào)采集實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)2.1 表面肌電信號(hào)2.1.1 表面肌電信號(hào)的產(chǎn)生肌肉細(xì)胞的生物電現(xiàn)象是肌肉運(yùn)動(dòng)過程中伴隨著一系列的電變化，沖動(dòng)則是生物電變化，而興奮過程就是產(chǎn)生沖動(dòng)的過程。幾乎沒有一種生理功能的實(shí)現(xiàn)過程中沒有伴隨著生物電現(xiàn)象。肌電現(xiàn)象是一種典型的由興奮產(chǎn)生沖動(dòng)并且刺激肌肉組織完成收縮生理功能的生物電現(xiàn)象。1791年，通過一系列的蛙類肌肉收縮研究，Gavani證明了肌肉收縮與電現(xiàn)象有密切的關(guān)系。

31、1851年，Dubois Reymond檢測(cè)到人體肌肉自主收縮時(shí)能產(chǎn)生電信號(hào)。1922年，Gasser和Erlangre用陰極射線示波器檢測(cè)到了人體肌電圖。隨著神經(jīng)肌肉生理學(xué)的研究進(jìn)步、電子技術(shù)的發(fā)展以及復(fù)雜信號(hào)處理分析技術(shù)的出現(xiàn)，基于肌電信號(hào)的肌肉分析成為肌肉運(yùn)動(dòng)研究的一個(gè)重要方向。人體的運(yùn)動(dòng)需要完整的神經(jīng)系統(tǒng)和骨骼肌功能，骨骼肌由大量成束的肌纖維組成，每條肌纖維都是一個(gè)獨(dú)立的功能和結(jié)構(gòu)單位，是運(yùn)動(dòng)的最終效應(yīng)器。在大腦中樞神經(jīng)系統(tǒng)的調(diào)控下，骨骼肌的各塊肌肉相互協(xié)作配合將興奮作用于骨骼，產(chǎn)生了人體各部分的協(xié)調(diào)運(yùn)動(dòng)，同時(shí)肌纖維上會(huì)產(chǎn)生電位的變化，即肌電信號(hào)。圖2.1 運(yùn)動(dòng)單位肌電信號(hào)源于作為中樞

32、神經(jīng)一部分的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元。運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元細(xì)胞體處在其中，他的軸突伸展劍肌纖維處，經(jīng)過終板區(qū)和肌纖維耦合。與每個(gè)神經(jīng)元相聯(lián)系著的肌纖維不只有一條。這些部分合在一起，構(gòu)成所謂的運(yùn)動(dòng)單元。當(dāng)肌肉自主收縮時(shí)，運(yùn)動(dòng)電位由大腦運(yùn)動(dòng)皮層發(fā)出，經(jīng)過脊髓神經(jīng)通路向下傳導(dǎo)，到達(dá)了運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元。當(dāng)募集閾值低于該刺激運(yùn)動(dòng)電位幅值時(shí)，運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元被激活（即這些運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元所在的運(yùn)動(dòng)單位被招募或稱被激活），產(chǎn)生相應(yīng)運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元?jiǎng)幼麟娢?，并沿著被激活的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元軸突傳導(dǎo)到每個(gè)末梢分支與肌肉的接點(diǎn)，使神經(jīng)和肌肉的接點(diǎn)釋放一種化學(xué)物質(zhì)乙酰膽堿。乙酸膽堿使運(yùn)動(dòng)終板的離子通透性發(fā)生變化并產(chǎn)生了終板電位，此終極電位又使肌細(xì)胞膜產(chǎn)生去極化閩值電位，

33、達(dá)到肌纖維的動(dòng)作電位，并沿著肌纖維向兩個(gè)方向傳播，引起肌纖維內(nèi)的一系列變化，便導(dǎo)致了肌纖維的收縮，大量肌纖維開始收縮產(chǎn)生肌肉力，如圖2.1所示。由此可見，由于電信號(hào)（肌纖維的動(dòng)作電位）的傳播產(chǎn)生了肌肉收縮，同時(shí)傳播的電信號(hào)在人體軟組織中引起電流場(chǎng)，并在檢測(cè)電極間形成電位差，即肌電信號(hào)4。各肌纖維在檢測(cè)點(diǎn)上所表現(xiàn)出的電位波形，極性與纖維以及檢測(cè)點(diǎn)間的距離有關(guān)，也和終板同檢測(cè)點(diǎn)的相對(duì)位置有關(guān)，相距愈遠(yuǎn)，幅值愈小。同一運(yùn)動(dòng)單位中的所有肌纖維在檢測(cè)點(diǎn)之間引起的總電位差稱為運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位（Motor Unit Action Potential，MUAP）。因?yàn)檫\(yùn)動(dòng)神經(jīng)元軸突上的電激勵(lì)是脈沖序列，所以檢

34、測(cè)點(diǎn)間產(chǎn)生的也是動(dòng)作單位運(yùn)動(dòng)電位序列（MUAPT）。表面肌電信號(hào)（SEMG）是指從安放在皮膚表面的貼片電極處所測(cè)量到的許多運(yùn)動(dòng)單位產(chǎn)生的運(yùn)動(dòng)單位動(dòng)作電位的總和。表面肌電信號(hào)是從人體骨骼肌的表面記錄下來的神經(jīng)肌肉活動(dòng)所發(fā)放的生物信號(hào)，是表面電極所觸及的多個(gè)運(yùn)動(dòng)單元?jiǎng)幼麟娢辉跁r(shí)空上的疊加，而且還包括各種噪音信號(hào)，反映了肌肉和神經(jīng)的功能狀態(tài)。總之，肌肉的收縮運(yùn)動(dòng)涉及到的是以具有反饋?zhàn)詣?dòng)調(diào)節(jié)功能的、物質(zhì)能量代謝為基礎(chǔ)的、復(fù)雜的神經(jīng)-肌肉系統(tǒng)，其組成框圖見圖2.2。用表面電極收集的多個(gè)肌纖維的動(dòng)作電位包含整個(gè)系統(tǒng)的其他部分的信息，如肌纖維的收縮程度在大腦意識(shí)發(fā)出的命令改變時(shí)將發(fā)生變化，在大腦興奮引起肌肉

35、收縮軀體運(yùn)動(dòng)的過程中，因?yàn)榕d奮的程度不同，所以神經(jīng)纖維發(fā)放的興奮電脈沖的頻率不同，引起肌維收縮的數(shù)量也會(huì)不同。并且在不同的肌肉運(yùn)動(dòng)模式中，所用的肌群也不同，而在檢測(cè)電極間募集到的肌電信號(hào)是各個(gè)運(yùn)動(dòng)肌群中的每根肌纖維的運(yùn)動(dòng)電位在檢測(cè)點(diǎn)所引起的電位總和。因此可知，不同的肌肉運(yùn)動(dòng)模式是由于不同的肌群收縮產(chǎn)生的，伴隨的表面肌電信號(hào)也是不同的，完全有可能在不同的表面肌電信號(hào)特征中找到相對(duì)應(yīng)的肌肉動(dòng)作模式。感受器輸出收縮力具有一定能量物質(zhì)和神經(jīng)傳遞介質(zhì)的肌纖維組織脊神經(jīng)電脈沖腦神經(jīng)電脈沖脊髓神經(jīng)大腦皮層動(dòng)作電位表面肌電信號(hào)表面電極圖2.2神經(jīng)-肌肉系統(tǒng)組成框圖2.1.2 表面肌電信號(hào)的特點(diǎn)盡管不同人的表面

36、肌電信號(hào)有較大的個(gè)體差異，表面肌電信號(hào)在不同肌肉也有所不同，許多方面的因素對(duì)表面肌電信號(hào)的參數(shù)都會(huì)產(chǎn)生影響，但是仍有一定的規(guī)律性。表面肌電信號(hào)一般有以下特征：(1) 表面肌電信號(hào)是一種微弱的電信號(hào)。表面肌電信號(hào)的幅度范圍一般在05mV，肌肉收縮時(shí)在60300uV；松弛時(shí)約為2030uV，并且一般不會(huì)超過噪音水平。健康人，肌電幅度的峰峰值可達(dá)13mV。對(duì)于殘肢者，肌電幅值一般小于350uV，有些甚至不足1uV，約比正常人減小數(shù)倍甚至幾十倍；(2) 表面肌電信號(hào)的頻譜分布在5500Hz，主要集中于500Hz以下，300Hz以上明顯減弱。其中，大部分頻譜集中在50150Hz之間。(3) 表面肌電信號(hào)

37、是一種交流電壓，在幅值上與肌肉產(chǎn)生的力大致成比例關(guān)系。肌肉的松弛和緊張度與形成的表面肌電電壓幅度之間存在著較好的線性關(guān)系。(4) 生物信號(hào)不是穩(wěn)定不變的，而是隨著外界環(huán)境變化而處于不斷變化的狀態(tài)之中。因?yàn)樯矬w是一個(gè)與外界緊密接觸的開放系統(tǒng)，為了適應(yīng)外界環(huán)境的變化，生物體總是在調(diào)節(jié)自身的狀態(tài)，使信號(hào)的統(tǒng)計(jì)特征隨時(shí)間變化。(5) 頻域參數(shù)比時(shí)域參數(shù)更能反映肌電特征。當(dāng)力大小有變化時(shí)，其時(shí)域波形變化比較大，而頻域特征變化不大。(6) 同一塊肌肉在做不同動(dòng)作時(shí)，其譜頻幅值特性曲線形狀仍相似，說明不同肌肉的肌電發(fā)放有著一定的規(guī)律性。表面肌電信號(hào)的生理學(xué)基礎(chǔ)和特點(diǎn)為表面肌電信號(hào)的應(yīng)用和采集系統(tǒng)的設(shè)計(jì)提供

38、了理論基礎(chǔ)和參考5。大量的數(shù)據(jù)顯示，生理信號(hào)指標(biāo)能準(zhǔn)確反映人的神經(jīng)、肌肉運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。在智能輔助運(yùn)動(dòng)過程中，輔助機(jī)構(gòu)的運(yùn)動(dòng)需要根據(jù)人的主觀意志而配合其它肢體進(jìn)行協(xié)同動(dòng)作。肌電信號(hào)作為肌肉收縮的控制信號(hào)，不僅可以用于分析肌肉力大小和肌肉疲勞程度，還可以分析肌肉的活動(dòng)情況，如收縮、伸展及放松等。即使是那些由于肌肉虛弱或肢體負(fù)荷過大而實(shí)際動(dòng)作沒有發(fā)生的情況，人體為完成這一動(dòng)作目標(biāo)的主體意圖仍然可以利用肌電信號(hào)檢測(cè)到。表面肌電信號(hào)具備無創(chuàng)傷測(cè)量、受傳感器本身的影響較小和易提取處理的優(yōu)點(diǎn)，因此肌電信號(hào)可以成為人體運(yùn)動(dòng)智能輔助系統(tǒng)的理想控制源。2.2 實(shí)驗(yàn)過程2.2.1 實(shí)驗(yàn)準(zhǔn)備2012年10月10日至201

39、2年10月11日，在東北大學(xué)宿舍樓八舍C區(qū)進(jìn)行了人體下肢表面肌電信號(hào)與慣性數(shù)據(jù)采集實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)設(shè)備有表面肌電信號(hào)采集儀：加拿大thought Technology公司生產(chǎn)的BioGmph Infinity，多媒體生物反饋和數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，如圖2.3所示；慣性傳感器：荷蘭Xsens公司生產(chǎn)的 Mti微型慣性測(cè)量系統(tǒng)，如圖2.4所示。實(shí)驗(yàn)場(chǎng)所是東北大學(xué)宿舍樓八舍C區(qū)三樓走廊和樓梯，走廊長(zhǎng)53米，樓梯每層兩段，每段10個(gè)階梯，每個(gè)階梯高16cm，寬29.5cm。實(shí)驗(yàn)對(duì)象為三名研究生，編號(hào)001：年齡：25，身高：177cm，體重：76kg；編號(hào)002：年齡：25，身高：173cm，體重：65kg；編號(hào)0

40、03：年齡：24，身高：170cm，體重：65kg。肌肉選擇股外側(cè)肌、股直肌、股內(nèi)側(cè)肌、股二頭肌、腓腸肌及脛骨前肌。相應(yīng)的電極安放位置圖2.5。慣性傳感器安裝位置在小腿、大腿及上臂綁上慣性傳感器，左腿紅色朝外，右腿紅色朝內(nèi)。記清每個(gè)MTI對(duì)應(yīng)的綁縛位置，不要混淆。三個(gè)慣性傳感器對(duì)應(yīng)位置如下：MT_00305258，右側(cè)大腿；MT_00305259，右側(cè)小腿；MT_01301020，右側(cè)上臂6。圖2.3 BioGmph Infinity ，多媒體生物反饋和數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)圖2.4 Mti微型慣性測(cè)量系統(tǒng)(a)股外側(cè)肌(b)股直肌(c)股內(nèi)側(cè)肌(d)股二頭肌(e)腓腸肌(f)脛骨前肌圖2.5 電極安放

41、位置2.2.2 實(shí)驗(yàn)內(nèi)容實(shí)驗(yàn)動(dòng)作依次為蹲起：四組，每組6次，組間休息2分鐘；正常行走：四組，每組50米，組間休息1分鐘；中速行走：四組，每組50米，組間休息1分鐘；快速行走：四組，每組50米，組間休息1分鐘；上樓梯：四組，每組2層樓，組間休息2分鐘；下樓梯：四組，每組2層樓，組間休息2分鐘；實(shí)驗(yàn)對(duì)象均為右利手（腿），實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)均采自右手（腿）；按順序進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，對(duì)選取的下肢肌肉相應(yīng)部位，去除毛發(fā)并用濕毛巾清除皮膚表面角質(zhì)，用醫(yī)用酒精棉球清除油脂，按圖2.5中指示的位置貼好表面電極，各電極間距2cm；下肢在小腿與大腿處綁上慣性傳感器，上肢在上臂處綁上慣性傳感器，如圖2.6所示；通過現(xiàn)場(chǎng)指導(dǎo)，配合蜂鳴

42、節(jié)拍囂的指引，實(shí)驗(yàn)對(duì)象重復(fù)完成蹲起、行走（如圖2.7所示）與上下樓梯動(dòng)作。慣性傳感器和表面肌電信號(hào)采集儀同步采集各相關(guān)數(shù)據(jù)；每名實(shí)驗(yàn)者按5中要求完成規(guī)定動(dòng)作的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)采集，實(shí)驗(yàn)結(jié)束。圖2.6 實(shí)驗(yàn)裝置連接圖2.7 行走實(shí)驗(yàn)2.2.3 數(shù)據(jù)記錄肌電信號(hào)數(shù)據(jù)：每名實(shí)驗(yàn)者實(shí)驗(yàn)前需要在采集軟件里面創(chuàng)建一個(gè)賬戶并填寫身份信息；每名實(shí)驗(yàn)者的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)保存在相應(yīng)的賬戶里；六塊肌肉由05表示，其中0股外側(cè)肌，1股直肌，2股內(nèi)側(cè)肌，3股二頭肌，4腓腸肌，5脛前肌；六種動(dòng)作由16表示，其中1蹲起，2正常行走，3中速行走，4快速行走，5上樓梯，6下樓梯；第幾組動(dòng)作用兩位數(shù)表示，01表示第一組，02表示第二組，以此類推

43、；綜上，0102表示股外側(cè)肌蹲起第二組實(shí)驗(yàn)，5603表示脛前肌下樓梯第三組實(shí)驗(yàn)。慣性數(shù)據(jù)：為每名實(shí)驗(yàn)者創(chuàng)建一個(gè)文件夾，然后在該文件夾內(nèi)創(chuàng)建各塊肌肉的子文件夾，然后在每塊肌肉的文件夾內(nèi)創(chuàng)建各個(gè)動(dòng)作的文件夾。根據(jù)4.3中慣性傳感器對(duì)應(yīng)的位置，采集相應(yīng)位置的慣性數(shù)據(jù)，后三位數(shù)字表示組別，000表示第一組，001表示第二組，002表示第三組（如圖2.8所示），以此類推。圖2.8 慣性傳感器數(shù)據(jù)記錄文件2.3 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)處理由于使用的Mti傳感器采集數(shù)據(jù)頻率100Hz,而肌電信號(hào)采樣頻率為256Hz，所以利用Matlab將肌電信號(hào)平滑導(dǎo)出后對(duì)其進(jìn)行重采樣，采樣頻率為100Hz。采樣前后表面肌電信號(hào)分別如圖

44、2.9和2.10所示。圖2.9 重采樣前部分?jǐn)?shù)據(jù)圖2.10 重采樣后部分?jǐn)?shù)據(jù)2.4 本章小結(jié)本章首先介紹了肌電信號(hào)的概念、產(chǎn)生過程和特點(diǎn)，并闡述了表面肌電信號(hào)作為外骨骼助力裝置控制信號(hào)的優(yōu)點(diǎn)。接著簡(jiǎn)單介紹了實(shí)驗(yàn)用的慣性傳感器和表面肌電信號(hào)采集設(shè)備，詳細(xì)記錄了實(shí)驗(yàn)過程以及實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，并對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行了前期處理，為后期研究表面肌電信號(hào)和關(guān)節(jié)輸出力矩的關(guān)系做了鋪墊。東北大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第三章 人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型第三章 人體下肢生物動(dòng)力學(xué)模型3.1 基于多剛體模型的動(dòng)力學(xué)建模3.1.1 多剛體動(dòng)力學(xué)模型用于分析人體運(yùn)動(dòng)的常用模型主要有兩類：人體多剛體模型和人體環(huán)節(jié)鏈模型。目前基于影片解析的

45、運(yùn)動(dòng)分析大多采用環(huán)節(jié)鏈模型，此模型的基本規(guī)定如下：（1）運(yùn)動(dòng)過程中，質(zhì)心相對(duì)于環(huán)節(jié)縱軸上的位置保持不變；（2）將人體分解為多個(gè)環(huán)節(jié)部分，每個(gè)環(huán)節(jié)相對(duì)質(zhì)量一定，并集中在其質(zhì)心之上，且質(zhì)心處于環(huán)節(jié)縱軸的某一確定位置上；（3）在運(yùn)動(dòng)過程中，每個(gè)環(huán)節(jié)對(duì)其質(zhì)心的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量保持不變；（4）連兩個(gè)環(huán)節(jié)以球鉸的形式相連，但其連接方式與功能表現(xiàn)必須符合人體解剖結(jié)構(gòu)特性7。環(huán)節(jié)鏈模型的長(zhǎng)處是直接以細(xì)長(zhǎng)桿代替人體肢節(jié)，在力學(xué)分析方面十分簡(jiǎn)便。但簡(jiǎn)化的同時(shí)也帶來分析精度的下降。所以，在人體運(yùn)動(dòng)生物力學(xué)分析領(lǐng)域，經(jīng)常以多剛體模型來代替環(huán)節(jié)鏈模型。因?yàn)槿梭w骨骼具有相當(dāng)程度的剛性，很多學(xué)者就以人體骨骼為基礎(chǔ)，建立多剛體生物力

46、學(xué)模型。其基本的建模思想是將人體劃分為若干個(gè)具有相同密度和規(guī)則幾何形狀的剛性肢體環(huán)節(jié)，不考慮人體的柔性特征，各環(huán)節(jié)之間由球鉸連接，并忽略人體組織形變及器官的不對(duì)稱性。這樣，簡(jiǎn)化后的人體被視為一個(gè)剛性運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)，可以根據(jù)剛體動(dòng)力學(xué)方法建立數(shù)學(xué)模型，對(duì)人體運(yùn)動(dòng)進(jìn)行研究分析。因?yàn)樵撃Ｐ捅苊饬巳梭w系統(tǒng)內(nèi)部運(yùn)動(dòng)的復(fù)雜模擬過程，直接利用了多剛體系統(tǒng)動(dòng)力學(xué)理論進(jìn)行力學(xué)建模，方法簡(jiǎn)便，所以成為研究人體運(yùn)動(dòng)的常用建模方法之一8。具有代表性的模型有Santschi模型和Hanavan模型。當(dāng)然，不同國(guó)家不同種族的人在體型上有較大的差異，鄭秀瑗根據(jù)CT測(cè)量法獲取了中國(guó)人的體型特征，并給出了中國(guó)人體多剛體模型，表3.1

47、給出該模型中各人體環(huán)節(jié)幾何形狀的基本設(shè)定。人體下肢可看作髖關(guān)節(jié)、大腿脛骨、膝關(guān)節(jié)、小腿腓骨和脛骨、踝關(guān)節(jié)和跗骨趾骨等依次聯(lián)接的結(jié)構(gòu)。人體平地行走時(shí)髖關(guān)節(jié)、膝關(guān)節(jié)在矢狀面活動(dòng)度較大，而在橫斷面上和冠狀面的活動(dòng)度較小，同時(shí)可以忽略踝關(guān)節(jié)的轉(zhuǎn)動(dòng)，因此可以將人體下肢簡(jiǎn)化為平面的二剛體二自由度模型，如圖3.1所示。H為髖關(guān)節(jié)所在，K為膝關(guān)節(jié)，A為踝關(guān)節(jié)。T和S分別為大腿和小腿的質(zhì)心所在。表3.1 中國(guó)人體環(huán)節(jié)劃分及表示方法9人體環(huán)節(jié)截面形狀整體形狀頭圓形橢球形頸圓形圓柱形上軀干橢圓形橢圓截錐形，脊柱部分稍內(nèi)凹下軀干圓形（男）圓截錐形（男）橢圓形（女）橢圓截錐形（女）大腿圓形圓截錐形小腿圓形圓截錐形上臂圓

48、形圓截錐形前臂圓形圓截錐形足矩形長(zhǎng)方形圖3.1 下肢二剛體二自由度模型3.1.2 人體生物力學(xué)參數(shù)人體是一個(gè)非常復(fù)雜的生物體，要想建立分析用的生物力學(xué)模型，首先要了解人體本身的基本參數(shù)，如長(zhǎng)度、質(zhì)量、質(zhì)心及轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等，并以此作為分析問題的依據(jù)。本文根據(jù)清華大學(xué)鄭秀媛等用計(jì)算機(jī)x射線體層照相術(shù)和計(jì)算機(jī)圖像處理技術(shù)（簡(jiǎn)稱CT法）測(cè)定的中國(guó)正常成年人人體慣性參數(shù)的相關(guān)研究成果，參照表3.2，得到本文需要的小腿和大腿的長(zhǎng)度、質(zhì)量、質(zhì)心及轉(zhuǎn)動(dòng)慣量等參數(shù)。(1)男子大腿的質(zhì)量與質(zhì)心：m = 0.093+ 0.152 X10.0004 X2 (3.1)m·c = 122.520.31 X1+0.2

49、35 X2 (3.2)(2)男子小腿的質(zhì)量與質(zhì)心：m = 0.834 + 0.061 X10.0002 X2 (3.3)m·c = 23.47 + 0.5 X1+ 0.095 X2 (3.4)(3)男子大腿轉(zhuǎn)動(dòng)慣量：Jx= 370537.7 + 428.4 X1+ 286.21X2 (3.5)(4)男子小腿轉(zhuǎn)動(dòng)慣量：Jx= 30104.4 + 299.0 X1+ 20.12 X2 (3.6)其中，m（kg）為質(zhì)量，m·c （mm）為質(zhì)心位置，X1為實(shí)驗(yàn)者體重（kg），X2為實(shí)驗(yàn)者身高（mm），Jx（kg·mm2）為繞額狀軸的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量，大腿質(zhì)心起點(diǎn)為脛骨點(diǎn)，小腿質(zhì)心

50、起點(diǎn)為內(nèi)踝點(diǎn)，繞矢狀軸的轉(zhuǎn)動(dòng)慣Jy和繞垂直軸的轉(zhuǎn)動(dòng)慣量Jz不予考慮。表3.2 根據(jù)體重、身高計(jì)算男子各環(huán)節(jié)質(zhì)量、質(zhì)心的二元回歸方程系數(shù)一覽表10環(huán)節(jié)慣性指標(biāo)B0B1變量名B2變量名R體重身高頭頸G2.9540.040X10.0001X20.4350.394G.C66.9400.051X10.0013X20.4060.642上軀干G-5.001-0.111X10.0050X20.5561.086G.C-6.665-0.033X10.0121X20.4811.211下軀干G2.2860.298X1-0.0027X20.72911.212G.C4.037-0.012X10.0087X20.4351.

51、033大腿G-0.0930.152X1-0.0004X20.7560.600G.C-12.252-0.031X10.0235X20.8080.992小腿G-0.8340.061X1-0.0002X20.7350.255G.C2.3470.050X10.0095X20.5201.206足G-0.7450.006X10.0007X20.8130.045表3.2 根據(jù)體重、身高計(jì)算男子各環(huán)節(jié)質(zhì)量、質(zhì)心的二元回歸方程系數(shù)一覽表10（續(xù)）環(huán)節(jié)慣性指標(biāo)B0B1變量名B2變量名R標(biāo)體重身高G.C3.5130.002X10.0003X20.3770.045上臂G-0.3230.030X10.0001X20.5

52、980.190G.C1.5150.016X10.0080X20.5070.898前臂G-0.2770.016X10.0001X20.5820.105G.C1.2940.045X10.0054X20.5140.791手G-0.4240.003X10.0004X20.7800.025G.C7.1620.034X10.0013X20.5090.3543.2 力矩計(jì)算3.2.1 角動(dòng)量定理(1)質(zhì)點(diǎn)角動(dòng)量定理圖3.1 質(zhì)點(diǎn)角動(dòng)量定理如圖3.1所示，質(zhì)點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)：運(yùn)動(dòng)：轉(zhuǎn)動(dòng)：相對(duì)某參考點(diǎn)的位置矢量r速度v。慣性系 S 中的一個(gè)運(yùn)動(dòng)質(zhì)點(diǎn)在運(yùn)動(dòng)過程中相對(duì)某參考點(diǎn)O的徑矢 r 會(huì)相應(yīng)的旋轉(zhuǎn)，在 dt 時(shí)間質(zhì)

53、點(diǎn)位移為 vdt，轉(zhuǎn)過角度d r 便會(huì)掃過面積 dS (3.7)面積速度 (3.8)質(zhì)點(diǎn)在 S 系中相對(duì)參考點(diǎn)O的角動(dòng)量 L (3.9) (3.10) (3.11) (3.12)質(zhì)點(diǎn)所受力相對(duì)某參考點(diǎn)的力矩等于質(zhì)點(diǎn)相對(duì)該參考點(diǎn)角動(dòng)量的變化率。質(zhì)點(diǎn)所受各分力Fi相對(duì)同一參考點(diǎn)的力矩之和，等于合力F相對(duì)該參考點(diǎn)的力矩。 (3.13)兩質(zhì)點(diǎn)之間一對(duì)作用力與反作用力相對(duì)于同一參考點(diǎn)力矩之和必為零。 (3.14)若過程中 M 恒為零，則過程中 L 為守恒量若過程中 Mz 恒為零，則過程中 Lz 為守恒量有心力：質(zhì)點(diǎn)所受力 F 若始終指向一個(gè)固定點(diǎn) O，O為力心。(2)質(zhì)點(diǎn)系角動(dòng)量定理在慣性系S中，質(zhì)點(diǎn)系

54、相對(duì)O點(diǎn)的角動(dòng)量 L (3.15)質(zhì)點(diǎn)系各質(zhì)點(diǎn)所受外力相對(duì)同一參考點(diǎn)的力矩之和等于質(zhì)點(diǎn)系相對(duì)于該參考點(diǎn)角動(dòng)量隨時(shí)間的變化率。 (3.16)(3)質(zhì)點(diǎn)系角動(dòng)量守恒定律 若過程中M外恒為零，則過程中L為守恒量。若過程中M外x（或M外y，M外z）恒為零，則過程中Lx（或Ly，或Lz）為守恒量。 (4)非慣性系中質(zhì)點(diǎn)系的角動(dòng)量定理 (3.17)外力矩是質(zhì)點(diǎn)系角動(dòng)量變化的原因。質(zhì)點(diǎn)系所受外力的合力為零時(shí)，外力矩與參考點(diǎn)無關(guān)11。3.2.2 數(shù)據(jù)處理在得到的Mti慣性傳感器數(shù)據(jù)中取人體邁步前后運(yùn)動(dòng)對(duì)應(yīng)數(shù)據(jù)，根據(jù)角度求一階導(dǎo)數(shù)得到角速度，二階導(dǎo)求得角加速度。以身高、體重為自變量參照表3.2計(jì)算人體各環(huán)節(jié)質(zhì)量、質(zhì)心。回歸方程為: Y= B0+ B1X1+ B2X2,質(zhì)量（G）單位是千克（ Kg），身高單位是毫米（ mm）。質(zhì)心（ G.C） 是從測(cè)量起點(diǎn)至