2018, Vol. 39
座椅的动态舒适性是座椅乘坐舒适性研究的重点之一, 国内外学者做了大量关于车辆座椅对驾驶员的保护作用和驾驶员动态响应特性的研究[1-11].在长时间驾驶中全身振动是导致下腰背痛的原因之一[3-5].座椅面垂直轴向的频率加权函数最敏感频率范围标准规定是4~12.5 Hz, 在4~8 Hz的频率范围内, 人的内脏器官产生共振, 8~12.5 Hz频率范围内的振动对人的脊椎系统影响很大[5].研究发现, 人在坐姿时垂直方向的共振频率范围是9~15 Hz[6].所以降低坐姿时垂直方向的振动(约10 Hz)可以有效保护人体的脊椎系统, 减少下腰背痛的风险.
表面肌电信号是评价局部肌肉功能和状态的一种非常有价值和客观的方法[7-8], 有很多文献应用肌电信号研究被试者在静态环境中肌肉的疲劳和状态[9-10].因此本文提出应用肌电信号研究在全身振动环境中不同的腰部支撑对腰部肌肉响应的影响.
本文通过设计腰部支撑装置来调节全身振动实验中被试者腰部的支撑条件, 以研究坐在汽车座椅中被试者腰部的振动特性; 主要通过振动传递比和肌电信号均方根来分析不同程度的腰部支撑对被试者腰部振动特性的影响, 研究是否存在合适的腰部支撑能够衰减对腰部和脊椎系统伤害较大的固定频率的振动.
1 实验方法 1.1 主要实验设备实验设备主要包括带有腰部支撑装置的汽车座椅、振动试验台、无线加速度信号及肌电信号测量和记录系统.汽车座椅安装在振动试验台上.汽车座椅上安装有自行设计的腰部支撑装置, 可以在局部坐标系中进行xr和zr向两自由度的调整, 如图 1所示.zr向由被试者根据自身身高进行调整, 通过板2的调整量h, 可以沿着脊柱方向实现不同部位的支撑.实验过程中主要支撑腰部区域.xr向调整量d为本实验研究的主要参数, 通过图 1中支撑板3的调整, 可以实现不同支撑厚度的调整, 实验中的调整量d为0, 20和40 mm(分别为d1, d2和d3, 即无支撑、适量支撑和大支撑).
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图 1 腰部支撑原理图(剖面图) Fig.1 Principle diagram of lumbar support (sagittal section) 1—固定板; 2—调整板; 3—支撑板 |
振动台为电磁吸合式, 可以输出正弦振动和扫频振动等.坐姿时z向10 Hz左右频率的振动对人体的脊椎系统伤害较大[5-6], 因此振动频率选为10 Hz.为减小振动对人体的损害, 振动强度调得较小, 实验结束以及结束一段时间后被试者无异常变化.Delsys信号测试记录系统包括无线传感器、便携式Trigno信号接收与存储设备.实验之前通过专用胶带把传感器对称粘贴在被试者腰部(腰椎L3处, 在人体对称面左右两侧2 cm).
1.2 实验方案志愿者均没有腰背疼痛的历史, 实验之前没有进行剧烈运动, 也没有进行与身体疲劳有关的活动.志愿者的年龄是(28.4±5.1)岁, 体重是(67.2±5.8)kg, 身高是(171.6±4.4)cm.
根据腰部支撑参数不同, 实验分为三组.每位被试者每周参加一组实验, 每次实验进行30 min.实验开始时进行第1次数据采集, 每3 min采集一次, 每组实验共采集数据11次, 每次数据采集时长为10 s.采样频率为2 kHz.记录数据期间身体要保持一定状态, 不准有移动.
1.3 数据处理方法由于加速度信号和肌电信号在信号采集开始时的1 s内不稳定, 结束前1 s内也不理想, 所以在分析之前需要对原始信号进行一定的处理:每次采集10 s时长的原始信号时分别去除开始和结束时1 s长度的信号.
由于受到重力的影响, 测量得到的加速度平均值等于重力加速度值, 所以对剩余的8 s时长的加速度信号进行去均值处理, 然后按照时间长度为1 s的步长计算加速度均方根值.
肌电信号易受干扰, 需要滤波处理才能进行下一步分析.表面肌电信号时域分析的幅值变量主要有均方根(root mean square, RMS)、平均整流值(average rectified value, ARV)和积分肌电值(integrate EMG, IEMG)等.它们都描述了肌电信号幅度的变化, 称之为幅度变量.通常用RMS来分析肌电信号.在时间间隔τ~τ+T范围内肌电信号EMG(t)的RMS计算方法如下:
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(1) |
式中:H为采样频率;T为肌电信号具有广义平稳性时的信号长度, 0.5~2 s长度的肌电信号具有广义平稳性[11], 本实验中T为1 s;τ为某一段肌电信号开始时刻.
上述所有数据在软件EMGworks 4.0 Analysis中处理, 然后在MATLAB软件里计算振动传递比, 并统计所有被试者振动传递比和肌电信号的RMS.数据处理流程见图 2.
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图 2 数据处理流程图 Fig.2 Flow chart of data processing |
z向的振动传动比定义为人体z向加速度均方根与振动台z向加速度均方根的比值.x向的振动传递比为人体x向加速度均方根与振动台z向加速度均方根的比值.为减少个体偶然因素的影响, 对所有被试者的振动传递比按照相同的腰部支撑量进行统计分析.统计方式分为两种:第一种对每组实验第1次采集的数据进行统计, 振动传递比的统计时长为8 s, 肌电信号RMS的统计时长为7 s; 第二种是对每组实验11次采集的数据进行统计, 振动传递比和肌电信号RMS的统计时长为30 min.
2 结果与分析 2.1 加速度信号和肌电信号处理结果图 3是某一被试者在腰部支撑参数为d3(即40 mm)时腰部的加速度信号.图 3a是采集到的原始加速度信号; 图 3b是从原始信号中截取中间8 s长度的加速度信号, 去除开头和结尾不稳定的信号; 图 3c是去除均方根后的加速度信号, 使得加速度信号均方根为零.
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图 3 加速度信号
Fig.3 Acceleration signals
(a)—原始信号; (b)—截取定长度信号; (c)—去均值后信号. |
图 4是同一被试者在腰部支撑参数为d3时腰部肌肉的肌电信号.图 4a是采集到的原始肌电信号; 图 4b是从原始信号中截取中间8 s长度的肌电信号, 去除开头和结尾不稳定的信号; 图 4c是滤波后的肌电信号, 去除零点漂移和其他干扰.
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图 4 肌电信号
Fig.4 EMG signals
(a)—原始信号; (b)—截取定长度信号; (c)—滤波后信号. |
图 5所示为某一被试者在实验开始时第1次采集计算的腰部振动传递比(经过数据处理后信号时长为8 s, 按照1 s的步长计算一次振动传递比).图 5显示, 不同支撑参数时的振动传递比是不同的.虽然振动传递比曲线在支撑参数为d2和d3时比较稳定, 能够直接区别出不同支撑参数时振动传递比的大小, 但是在腰部支撑参数为d1时振动传递比曲线有较大波动, 不能直接比较大小.
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图 5 根据第1次采集的EMG计算的振动传递比 Fig.5 Vibration transmissibility calculated according to the EMG collected at the first time |
为了减少偶然因素(如被试者实验过程中身体移动等导致的数据不稳定等)对振动传递比的影响, 除了增加被试者的数量外, 还增加对每位被试者数据采集的次数.根据某一被试者采集的11次数据计算的振动传递比如图 6所示.从图中可以发现, 虽然振动传递比曲线有几处波动, 但从整体上可以看出, 不同支撑参数时振动传递比曲线在竖坐标轴上处于不同的位置.在支撑参数为d2时振动传递比最小, 其他两种支撑参数时的振动传递比较大, 说明不同的腰部支撑条件对腰部的振动特性是有影响的.为了进一步确定不同支撑参数对振动传递比的影响, 对数据进行统计分析.
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图 6 根据11次采集的EMG计算的振动传递比 Fig.6 Vibration transmissibility calculated according to the EMG collected eleven times |
图 7a所示为上述同一被试者在三种支撑参数时第1次采集计算的腰部肌电信号RMS, 发现其与振动传递比相似, 在支撑参数为d2时肌电信号的RMS最小, 其他两种支撑参数时肌电信号的RMS较大.图 7b所示为根据上述同一被试者采集的11次肌电信号计算的RMS.图 7b中肌电信号曲线有波动, 不能直接区分出不同支撑参数时腰部肌肉的响应.这种结果可能是被试者没有遵守实验要求, 如身体有移动、肌肉有不自主的收缩等, 引起肌电信号有较大的变化.为减少这种个体因素对实验结果的影响, 剔除变化较大的数据.
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图 7 肌电信号的RMS Fig.7 RMS of collected EMG (a)—第1次采集计算; (b)—11次采集计算. |
图 8是统计所有被试者在三种支撑条件下不同方向腰部的振动传递比.可以发现, 两个方向上统计30 min的振动传递比都随着支撑量的增加先减小后增大, 在支撑量为20 mm(d2)时振动传递比最小.这可能由于在适当支撑的时候, 乘坐比较舒适, 从而腰部肌肉比较放松(如图 9所示, 支撑参数为d2时, 肌肉收缩强度较小), 人体刚度小, 所以传递的振动较小.
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图 8 不同支撑参数时振动传递比的统计 Fig.8 Statistics of vibration transmissibility for different support parameters |
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图 9 不同支撑参数时肌电信号的RMS统计 Fig.9 Statistics of EMG RMS for different support parameters |
在z方向, 如果以支撑参数d1时的振动传递比为参考标准, 即100 %, 则支撑参数d2时的振动传递比为64 %, 支撑参数d3时的振动传递比为85 %.在x方向, 如果以支撑参数d1时的振动传递比为参考标准, 即100 %, 则支撑参数d2时的振动传递比为91 %, 支撑参数d3时的振动传递比为132 %.说明适量的腰部支撑能够衰减从振动台传递到人体腰部的振动.
图 9是统计所有被试者在三种支撑条件下腰部肌电信号的RMS, 发现其随着支撑量增加的变化趋势与振动传递比的变化趋势一致, 都是先减小后增大, 在支撑量为20 mm(d2)时最小.如果以支撑参数d1时的肌电信号RMS为参考标准, 即100 %, 则支撑参数d2时的肌电信号RMS是56 %, 支撑参数d3时的肌电信号RMS是196 %.说明人体腰部肌肉在不同支撑条件下的响应是不同的, 存在适量的腰部支撑能使腰部肌肉的响应最小.
3 结论1) 随着腰部支撑量的增加, 人体腰部的振动传递比先减小后增大, 在支撑参数为d2时, 振动传递比最小.分析得出适量的腰部支撑能够衰减从座椅传递到人体腰部的振动.
2) 在相同的振动条件下, 肌电信号RMS与振动传递比随着腰部支撑量的增加有相同的变化趋势.说明人体腰部肌肉在不同支撑条件下的振动响应是不同的, 存在适量的腰部支撑能使腰部肌肉的响应最小.
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