Общим для этих примеров является то, что они представляют собой автономные устройства, которые вы надеваете как украшения — аксессуары ко всему, что вы носите. Однако это может скоро измениться: носимые устройства находятся на пороге перехода, когда ваша одежда сама станет мобильным вычислительным устройством.

Один из подходов к такой «умной одежде» основан на датчиках и других устройствах, вплетенных в одежду, вроде того, как вы можете продеть шнур наушников через петли. Это подход канадской компании Hexoskin, чья рубашка предназначена для мониторинга физиологических функций, таких как дыхание и сердцебиение. По словам Марка Пакуина, вице-президента Hexoskin по стратегическому развитию, «мы встраиваем сердечные посеребренные электроды и плетизмографические датчики дыхательной индуктивности в форм-фактор, который выглядит как футболка». Рубашка со встроенным датчиком работает с отдельным записывающим устройством, которое подает питание и отправляет данные на персональные компьютеры или мобильные телефоны [1].

«В этой области определенно наблюдается возрождение интереса и активности, сосредоточенной на новых материалах для электронных волокон и тканей», — говорит Джон Хо, доцент Института медицинских инноваций и технологий Национального университета Сингапура. «Это контрастирует с работой предыдущих десятилетий, в которой основное внимание уделялось интеграции существующих электронных модулей с одеждой».

В наши дни несколько производителей производят электронный текстиль. Bally Ribbon Mills, например, смешивает тонкие металлические нити или нити материала с металлическим покрытием с нитями пряжи или скручивает обычное волокно, а затем пропитывает его металлическим порошком.

Такой текстиль является основой для работ Хо. «В нашей работе мы используем имеющиеся в продаже проводящие ткани, в состав которых входят проводящие металлы, такие как никель, золото, углерод или нержавеющая сталь», — говорит Хо. Они вырезают ткани в определенные формы и применяют их к другим тканям. «Обычные материалы подложки включают хлопок, полиэстер или нейлон», — говорит он.

Наложенные друг на друга кусочки электронного текстиля создают «беспроводную сеть датчиков тела» — сеть Wi-Fi, плотно окружающую тело пользователя. Ограниченный характер сети означает, что носимая электроника будет потреблять меньше энергии и сможет обнаруживать более слабые сигналы [2].

С другой стороны, группа Мартинеса в Purdue работает над созданием электронного текстиля. «Токопроводящие нити могут неплохо проводить электричество, но на самом деле их довольно сложно встраивать в швейные машины», — говорит Мартинес, доцент Школы промышленной инженерии и Школы биомедицинской инженерии Уэлдона в Университете Пердью. «Мы хотели создать токопроводящую нить, совместимую с существующими вышивальными системами. Мы разработали новую текстильную нить из шелка, армированного углеродным материалом, обладающего высокой электропроводностью».

Углеродный материал образуется в результате сжигания раковин морепродуктов, в результате чего образуется пыль, которую Мартинес сравнивает с тонером для лазерных принтеров. Эта пыль смешивается с протеином шелка, напоминающим яичный белок. «Он очень хорошо смешивается, — говорит Мартинес, — и, если его тщательно высушить, из него можно вытянуть провода, которые мы используем в качестве токопроводящих нитей».

Новое волокно предлагает несколько преимуществ. «Это сводит к минимуму трение в вышивальных системах и облегчает вышивание на более высокой скорости», — говорит Мартинес. Нить также может быть покрыта гидрофобными молекулами, чтобы ее можно было стирать. Наконец, схемы, сделанные с помощью вышивальной нити, могут собирать статическое электричество, возникающее при трении текстиля. «Они могут питать электронику в ткани и не требуют внешнего источника энергии — достаточно просто надеть одежду».

У «умной одежды» есть как минимум две важные особенности. Во-первых, оно будет использовать тот факт, что ткань покрывает большую часть тела — это очень важно, чтобы отличаться от существующих носимых устройств. Во-вторых, оно будет целевые приложения, в которых стандартизированная одежда приемлема с культурной точки зрения. Примеры включают спортивную одежду, больничные халаты и военную форму.

Мартинес согласен с этой оценкой. «Я считаю, что рынок в первую очередь будет ориентироваться на спортсменов и людей, которые хотят следить за своими спортивными результатами. Вы хотите, чтобы часть населения была готова платить дополнительно, потому что все ваши прототипы будут дороже, чем обычные вещи». По его словам, эта премия для первых пользователей также сделает электронный текстиль более подходящим для одежды, которая, как ожидается, прослужит долго и не выйдет из моды.

Следующим шагом, который он видит после такой неизменной моды, будут такие вещи, как пальто и куртки, где мода присутствует, но в относительно медленном цикле. «Футболки и подобные вещи, вероятно, будут последней территорией, которую нужно завоевать».

Помимо всего этого, Мартинес также рассматривает возможность умной одежды на основе электронного текстиля обеспечивать обратную связь или помощь пользователю, как это делают брюки Nadi X. «Одна из вещей, над которой мы работаем, — это разработка пригодных для носков тканей, способных излучать частоты, отпугивающие комаров. Это очень хороший способ преобразования энергии, которая иначе рассеивается в виде тепла, в повседневной жизни» [3].

Характеристики голеностопного сустава человека
Общая функция голеностопного сустава человека во время фазы опоры при ходьбе может быть исследована с точки зрения отношения момента к углу. Это соотношение показывает почти линейную петлеобразную кривую для большей части фазы опоры при медленной и нормальной скорости ходьбы. Кривая показывает петлю гистерезиса по часовой стрелке на более низких скоростях, тогда как петля против часовой стрелки отображается на более высоких скоростях. Рассматривая кривую момент-угол, исследователи предположили, что человеческая лодыжка может быть заменена пассивной вращательной пружинно-демпферной системой на малых и нормальных скоростях, но на высоких скоростях необходим усиленный активный механизм.
Обычные пассивные протезы стоп ограничены относительно жесткими механизмами голеностопного сустава. Это обстоятельство побудило исследователей разработать пассивные эластичные протезы стоп с возможностью накопления и возврата энергии. Хотя энергоаккумулирующие протезы имеют больше преимуществ, чем обычные стопы, оба устройства демонстрируют одинаковое биомеханическое поведение, отличающееся от нормальной функции голеностопного сустава. Эти ограничения можно уменьшить путем разработки механических параметров протеза голеностопного сустава на основе характеристик голеностопного сустава человека.
Характеристики голеностопного сустава человека, такие как квазижесткость и работа, полученные из кривой момент-угол, являются ключевыми для проектирования протезов стопы. Квазижесткость относится к наклону кривой и определяется как общее сопротивление движению голеностопного сустава. Предыдущие исследования показали, что квазижесткость голеностопного сустава является важным аспектом дизайна, который следует настраивать на основе подэтапов и скоростей ходьбы в успешной конструкции протеза. Значения квазижесткости голеностопного сустава могут быть использованы исследователями в качестве ориентира для выбора и корректировки коэффициента упругости протезов. Работа голеностопного сустава рассчитывается по площади под кривой и количественно определяет количество энергии, поглощаемой или производимой суставными структурами. Кроме того, лодыжка демонстрирует отрицательную работу в средней стойке и положительную работу в конечной стойке. Работа голеностопного сустава и квазиригидность варьируются в зависимости от цикла ходьбы или скорости ходьбы. Успешная конструкция протеза должна включать в себя адаптивные характеристики, аналогичные характеристикам человеческой лодыжки в цикле ходьбы или на разных скоростях .
Предыдущие исследования изучали соотношение момент-угол голеностопного сустава при разных скоростях и выявили некоторые аспекты функции голеностопного сустава. Однако результаты этих исследований не могут быть непосредственно применены при разработке протезов голеностопного сустава, потому что диапазон характеристик голеностопного сустава при различных фазах ходьбы и скорости не представлен.
В этом исследовании кривая момент-угол голеностопного сустава была количественно проанализирована с использованием системы захвата движения. Полезная информация о квазижесткости и работе также была проанализирована и представлена в отдельных подфазах опоры в диапазоне скоростей ходьбы, которые могут быть применены для конструкций протезов.

Участники и протокол
В этом исследовании приняли участие 20 здоровых добровольцев, 14 мужчин и 6 женщин, без анамнеза ортопедической или неврологической патологии стопы или голеностопного сустава и нижних конечностей. В среднем участникам было 23,4 (SD 3,7) года, вес 67,6 (SD 10,2) и рост 174,2 (SD 7,7). Все участники предоставили письменное информированное согласие, одобренное Комитетом по этике Университета социального обеспечения и реабилитационных наук.
Анализы проводились в стандартной лаборатории ходьбы, оснащенной пятью инфракрасными камерами (Vicon 460, Vicon Motion System Ltd., Великобритания) и двумя силовыми пластинами (Kistler Instrument AG, Швейцария). Данные собирались с частотой 100 Гц. Светоотражающие маркеры были размещены на анатомических ориентирах в соответствии с рекомендациями набора маркеров Vicon «Plug-In-Gait». Этот набор включал лодыжку (латеральную лодыжку), палец (тыльную поверхность стопы между первой и второй плюсневыми костями), пятку, большеберцовую кость (на одну треть дистальнее), колено (латеральный мыщелк бедренной кости), бедро (на одну треть дистальнее) и ASIS (переднюю верхнюю часть). подвздошные ости). На крестец помещали маркер для расчета средней скорости ходьбы. Каждому участнику было предложено ходить босиком с четырьмя скоростями ходьбы, включая нормальную, медленную, очень медленную и быструю. Сначала им было приказано идти с выбранной ими самостоятельно нормальной скоростью. Затем их попросили идти медленнее и быстрее, чем их нормальная скорость. Испытания принимались, когда стопа полностью соприкасалась с платформой.

Обработка данных
Положения маркеров и силы реакции опоры были обработаны с использованием модели Vicon Plug-In-Gait для определения угла лодыжки (градусы), момента (Н·м) и мощности (Вт). Моменты голеностопного сустава рассчитывались методом обратной динамики. Сила голеностопного сустава определялась как произведение момента голеностопного сустава на угловую скорость голеностопного сустава. Затем момент и мощность нормировались по массе тела каждого человека (Н м кг ^-1 , Вт кг ^-1 ). Среднюю скорость ходьбы определяли как общее смещение маркера крестца, деленное на время на определенном расстоянии. Кинетические и кинематические данные были подвергнуты низкочастотной фильтрации с использованием фильтра Баттерворта шестого порядка с нулевой задержкой и частотой среза 10 Гц. К точкам данных была применена линейная интерполяция, чтобы установить одинаковую длину наборов данных. Нулевое положение голеностопного сустава определялось как точка, в которой сегмент стопы был перпендикулярен сегменту большеберцовой кости. Угол тыльного сгибания и момент голеностопного сустава считались положительными.
Каждая петля момент-угол в фазе опоры была разделена на три подфазы: контролируемое подошвенное сгибание, контролируемое тыльное сгибание; и мощное подошвенное сгибание. Начало фазы контролируемого подошвенного сгибания характеризовалось ударом пятки и заканчивалось максимальным подошвенным сгибанием в ранней стойке. Последующая фаза контролируемого тыльного сгибания определялась от конца контролируемого подошвенного сгибания до максимального тыльного сгибания голеностопного сустава в средней стойке, при котором угол голеностопного сустава увеличивался, а сила оставалась отрицательной. Мощное подошвенное сгибание определяли как фазу от конца контролируемого тыльного сгибания, когда сила голеностопного сустава изменялась до положительных значений до отрыва пальцев. В этой подфазе голеностопный сустав достиг максимального подошвенного сгибания, и мощность оставалась положительной. Квазижесткость или K голеностопного сустава (Н м кг ^-1 рад ^-1 ) при контролируемом подошвенном сгибании (K _CP ), контролируемом тыльном сгибании (K _CD) и мощное подошвенное сгибание (K _PP ) оценивались как наклоны соответствующих линий линейной регрессии к данным момент-угол в каждой подфазе (уравнение 1 ).

        (1)

где M — голеностопный момент, θ — угол сустава, а K — квазижесткость.
Значения работы голеностопного сустава (Н·м рад·кг- ¹ ) при контролируемом подошвенном сгибании (W _CP ), контролируемом дорсифлексии (W _CD ) и усиленном подошвенном сгибании (W _PP ) рассчитывали как площадь под кривой момент-угол при каждом подфазы на основе подхода трапециевидной аппроксимации. Площадь внутри петли рассматривалась как общая работа, выполняемая голеностопным суставом в фазе опоры (W _total ); эта площадь была рассчитана путем вычитания абсолютных площадей кривых механического подошвенного сгибания (|W _PP |) и контролируемого дорсифлексии (|W _CD |).
Нормальное распределение данных проверяли с помощью критерия Колмогорова-Смирнова. Модели линейной регрессии с использованием метода наименьших квадратов были применены для изучения взаимосвязи между моментом и углом. Качество соответствия регрессионных моделей оценивали с использованием коэффициентов детерминации ( R ² ). Повторные измерения ANOVA с апостериорным критерием, скорректированным Бонферрони, были проведены для сравнения средних значений на разных подфазах и скоростях. Статистический анализ проводили с использованием SPSS версии 19 (SPSS Inc., Чикаго, Иллинойс, США). P  < 0,05 считался уровнем значимости всех тестов.

Результаты
Средние различия между скоростями ходьбы в четырех категориях были статистически значимыми ( P  <0,05).
Линии регрессии, подогнанные к данным контролируемого подошвенного сгибания, показали 0,49 ≤  R ²  ≤ 0,75. Не было обнаружено существенных различий между K _CP на всех скоростях, использованных в этом исследовании ( P  > 0,05) . Кривые момента по сравнению с кривыми угла в фазе контролируемого дорсифлексии наблюдались в регрессионных моделях, но R ² уменьшался по мере увеличения скорости (0,83 ≤  R ²  ≤ 0,96). Статистически значимые различия обнаружены у К _КД по скорости ходьбы. К _CDпри высокой и нормальной скоростях было значительно выше, чем при низкой и очень низкой скорости ( P  = 0,00). Кривые момент-угол силового подошвенного сгибания показали R ²  > 0,95. Результаты не показали существенных различий между K _PP s при всех скоростях ходьбы.
Статистически значимые различия были обнаружены в W на всех скоростях ( P  = 0,00 ). Более того, в ранней стойке (фаза контролируемого подошвенного сгибания) и от средней до конечной стойки (фаза контролируемого тыльного сгибания) мощность была отрицательной, что указывает на поглощение энергии. В фазе перед махом (мощное подошвенное сгибание) мощность была положительной, что свидетельствует о выработке энергии в этот период (рис . 1 ). Среднее ± стандартное отклонение опорной мощности при скоростях от медленной до высокой составляло -0,12 (0,13), 0,03 (0,15), 0,17 (0,18), 0,46 (0,22) Вт·кг ^-1 . Средние различия мощности были значительными ( P  <0,05). Максимальная сила голеностопного сустава увеличивалась при увеличении скорости ходьбы (рис . 2 ).

Рисунок 1. Мощность голеностопного сустава в зависимости от времени стояния при четырех скоростях ходьбы.

Рисунок 2. Максимальная мощность голеностопного сустава при четырех скоростях ходьбы.

В настоящем исследовании диапазон квазиригидности и работы голеностопного сустава был исследован с точки зрения трех отдельных подфаз опоры при четырех скоростях ходьбы. Этот набор данных может быть полезен для разработчиков, которые определяют механические требования к протезам голеностопного сустава.
Полученные данные показали, что общий паттерн поведения голеностопного сустава согласуется с предыдущими исследованиями, демонстрируя, что человеческая лодыжка переходит из пассивной в активную систему в ответ на увеличение скорости ходьбы.
В фазе контролируемого подошвенного сгибания результаты показали более низкие значения квазиригидности и работы, чем в других подфазах. В этот период голеностопный сустав начинает сгибаться под действием эксцентрического сокращения мышц тыльного сгибателя, чтобы обеспечить амортизацию и контролировать скорость удара о пол. Линии регрессии, подогнанные к данным зависимости момента от угла, показали большую изменчивость в этот период. Это может быть связано с количеством данных кинетики и кинематики при контролируемом подошвенном сгибании (около 5 точек данных на частоте 100 Гц), поскольку эта фаза происходит за короткий период времени. Однако у большинства участников были замечены подгонки с высокими значениями R ^{2 s.} Следовательно, в конструкции протеза можно учитывать пружинящее поведение голеностопного сустава.
В фазе контролируемого тыльного сгибания голеностопный сустав показал соотношение момент-угол с приемлемыми значениями R ². В этом интервале большеберцовая кость движется вперед над неподвижной стопой, голеностопный сустав начинает и продолжает выполнять тыльное сгибание с увеличением момента подошвенного сгибателя, который достигает максимума в конце фазы. Кроме того, отрицательная работа выполняется подошвенными сгибателями голеностопного сустава для замедления скорости движения ноги вперед. Таким образом, можно просто предположить, что голеностопный сустав ведет себя как пружина со значительным поглощением энергии в фазе контролируемого тыльного сгибания. Принимая во внимание скорость ходьбы, результаты показали, что голеностопный сустав становится жестче на более высоких скоростях при контролируемом тыльном сгибании. Точно так же Shamaei et al пришел к выводу, что движение голеностопного сустава становится более нелинейным в фазе контролируемого тыльного сгибания при более высоких скоростях. Можно сделать вывод, что лодыжка действует, возможно, более линейно эластично на более медленных скоростях, как линейная пружина, но на более высоких скоростях добавляются более сложные и расширенные системы. Таким образом, в конструкции протеза в этот период можно рассматривать пружину с регулируемой жесткостью, модулируемой в зависимости от скорости ходьбы.
Во время интервала силового подошвенного сгибания вес тела резко переносится на контралатеральную конечность. Подошвенные сгибания в голеностопном суставе под действием нисходящего момента, в то время как подошвенные сгибатели создают положительную пиковую мощность, толкающую тело вперед. Результаты в фазе подошвенного сгибания показали положительную пиковую мощность на всех скоростях, которые увеличивались по мере увеличения скорости ходьбы. Следовательно, результаты показывают, что в интервале усиленного подошвенного сгибания голеностопный сустав функционирует как пружинно-демпферная конструкция с очень низкой скоростью. Однако эффект демпфирования постепенно исчезает на малых скоростях. При более высоких скоростях ходьбы постепенно появляется активный источник энергии. Это наводит на мысль о необходимости внедрения усовершенствованных систем (таких как двигатель) в сочетании с пассивными пружинно-демпферными элементами при высоких скоростях ходьбы.
Это исследование было проведено на 20 здоровых молодых участниках разного возраста, подвижности и скорости ходьбы. Следовательно, результаты анализов не могут быть применены к другим популяциям, например, к людям с ампутированными конечностями или диабетикам. Кинетические и кинематические данные голеностопного сустава были получены с использованием односегментной модели Vicon Plug-In-Gait; как таковой, этот фактор следует учитывать при применении наших результатов, поскольку мощность и работа могут быть переоценены.
Эта работа обеспечивает количественное понимание характеристик голеностопного сустава, призванное помочь дизайнерам в разработке новых протезов голеностопного сустава. Значения квазижесткости и работы голеностопного сустава, представленные в этом исследовании, могут быть использованы в качестве ориентира для выбора и регулировки коэффициента пружины протезов. Однако вариации параметров существуют на разных подфазах и при разных скоростях ходьбы. Эти стратегии регулировки следует учитывать при проектировании систем протезов голеностопного сустава для достижения более естественного поведения.

ВЫВОДЫ
Наши данные показали, что квазижесткость и работа голеностопного сустава могут регулироваться на разных фазах и скоростях. Эти результаты могут быть клинически применимы при проектировании и разработке протезов голеностопного сустава, которые могут естественным образом имитировать ходьбу человека с различной скоростью.