一種足下垂康復助力機構的設計*

李 娟，許 坤，李偉達，李龍委，夏子玉，萬 歡

(蘇州大學 江蘇省機器人與微系統研究中心，江蘇 蘇州 215000)

0 引 言

近年來，由于腦中風引起足下垂患者的數量龐大。足下垂導致患者足尖著地、拖拽，行走時呈現典型的“畫圈步態”，對患者的日常生活帶來很大的不便。恢復和提高肢體運動功能，除了必要的醫療手段外，科學的康復訓練也是十分有效的[1-3]。目前，治療足下垂的康復方法有減重步行[4]、功能性電刺激療法、醫護人員康復訓練法和穿戴式踝關節外骨骼法。

減重步行訓練對早期足下垂患者步行功能恢復具有明顯促進作用，但是這種方法是在一個特定的環境中訓練的;電刺激療法的缺點是容易使被刺激的肌肉產生疲勞甚至是勞損[5];醫護人員康復訓練法局限于醫護人員的數量和經驗，難以得到客觀定量的康復訓練評價指標[6]。

康復機器人近年來發展迅速，但很多因素阻礙了這種增強功能型外骨骼的進一步發展，比如附加質量問題、有限的機械功率和能源供給問題[7]。

美國麻省理工大學(MIT)開發了一種用于足下垂患者的可變阻尼的踝關節康復系統[8-9]，它采用串聯式彈性驅動器作為驅動部件,該裝置可以輔助患者行走，但是在整個步態訓練中的下肢支撐相末期相位不能提供有效助力，存在重心無法前移的問題和下肢承載不均的問題;美國密西根州立大學設計了一款單自由度氣動驅動的足踝外骨骼,該系統將氣動元件作為背屈運動的動力源，采用生物信號的控制方法，采集小腿比目魚肌的肌電信號作為控制信號參考[10],該機構雖然可以幫助患者實現正常的步態,但是該外骨骼笨重的氣源和復雜的控制網絡給患者的使用帶來極大的不便。

針對上述情況，本文將設計一種對稱式的混合動力足下垂康復助力機構。

1 正常人體步態劃分

人體步態相位及踝關節角度如圖1所示。

圖1 人體步態相位及踝關節角度

眾所周知，同一只腳連續兩次觸地被稱為一個步態周期，分為站立相和擺動相，其中站立相時腳掌著地，擺動相時腳掌離開地面。在一個步態周期里，踝關節經歷4種不同的弧線運動，每一次步態中，踝關節兩次交替出現趾屈運動(PF)和背屈運動(DF)[11]。在站立相期間，踝關節出現了3次弧線運動，(PF1，PF2，DF1)；在擺動相期間，踝關節只是背屈(DF)。

腳跟觸地時，踝關節角度在3°～5°，角速度為零，踝關節進入第一次趾屈。腳掌放平后，腳踝改變它的運動方向做背屈運動，腳跟離地時，踝關節做第二次趾屈運動；腳尖離地后，踝關節做背屈運動便于腳踝的擺動；腳尖離地時，踝關節角度大約為-20°。

2 人體步態相位檢測

對于人體步態相位的劃分是根據足部與地面的接觸關系進行，因此，通過足底力傳感器檢測足部與地面是否接觸，可以判斷步態相位。

傳感器安裝及步態相位識別如圖2所示。

為了準確判斷步態相位，本研究安裝4個薄膜型壓力傳感器。在足跟處粘貼一個足底力傳感器；在前腳掌處粘貼3個足底力傳感器，分別粘貼在足尖，第一跖骨和第四跖骨處，原因是前腳掌著地時與地的接觸位置不具有對稱性而且面積比較分散，只要3個傳感器中的一個有信號就可以判斷足尖著地。

小圓圈表示傳感器的狀態，黑色實心圓表示足底壓力傳感器受到足夠的壓力，檢測到有效的觸地信號，空心圓表示足底壓力傳感器受到的壓力小于閾值，所在部位未著地或未有效著地，其中1～3號傳感器中只要有一個傳感器檢測到有效信號就表示這3個傳感器檢測到了信號；虛線方框表示足底壓力傳感器所對應的步態事件；大圓圈則表示下肢經過一定步態事件后所相應到達的步態相位。

足底力傳感器模塊由4片FSR 402型壓力傳感器、一塊Arduino Uno R3開發板、Arduino Sensor Shield傳感器擴展板、SD數據卡及其電路組成，下肢步態檢測系統如圖3所示。

3 足下垂康復助力機構設計

3.1 設計依據

與正常人體步態相比，足下垂患者并沒有足跟著地這一時刻，而是整個腳掌著地，在擺動相時期，足處于跖屈位且完全不能主動背屈，而且伴有足內翻。為了能夠幫助足下垂患者正常行走，主要考慮因素包括：

(1)避免患者整個腳掌著地，幫助患者足跟著地，緩慢的將腳掌觸地以防患者因為重心過渡不穩導致跌倒；

(2)在擺動相，幫助患者進行背屈動作，完成廓清運動；

(3)克服患者足內翻的問題，以防患者腳掌內側先著地導致患者踝關節損傷。

根據以上要求，本文設計一款對稱式、混合動力踝關節背屈助力機構。該助力機構主要由兩個壓簧和線驅動執行器組成。壓簧作為一個儲能的元件，電機和壓簧串聯連接。首先，壓簧的使用不僅減少了對電機力矩的要求；其次，實現了患者腳跟著地的緩沖和儲能作用。以壓簧和電機共同作為驅動方式減小了對能量的消耗，同時增加壓簧進行儲能以實現局部能量的再利用，降低了整個系統的功率，以及對電池的要求。該機構采用對稱式的機構，使用兩根拉桿幫助患者背屈，克服了患者足內翻的問題。

3.2 結構設計

機構原理及三維模型如圖4所示。

圖4 機構原理及三維模型

通過線繩的拉動和壓簧彈力的釋放，兩側的拉桿被拉起，從而帶動踝關節做背屈運動；當踝關節趾屈時，通過拉桿，壓簧被壓縮，線繩逐漸被釋放。

該機構由5部分組成：一對6063鋁合金拉桿、兩個壓簧、一對線性導軌、一個線驅動執行器和一個鋰電池及控制器。鋁合金拉桿一端固定在連接件上(連接件固定在腳的跖趾關節處)，另一端固定在連接塊上,。在跖趾關節處，一對鋁合金拉桿分別固定在連接件的內外兩側。當壓簧和線驅動執行器同時工作拉動連接塊時，通過拉桿，拉力會被轉化成關于踝關節的力矩，拉桿的作用是充當力臂(150 mm，距離踝關節)幫助使用者背屈。

該機構使用了一個定制的線驅動執行器，線驅動執行器由一個有刷電機驅動，選用電機的功率為70 W，型號為maxon DCX 26L。運行時，線驅動執行器由電機驅動，經一個減速比為35∶1的行星齒輪減速器，帶動一個直徑為20 mm的線軸轉動。線驅動執行器有一個線軸，兩個導向軸和一根尼龍繩組成。一根直徑為4 mm的尼龍繩圍繞線軸轉動，繩子的兩端分別固定在兩個連接塊上。線性導軌由一個導向軸、一個導向軸承和連接塊組成，其中連接塊固定在導向軸承上，同時下部與壓簧接觸，受壓簧的推力和繩子的拉力；導向軸承沿著導向軸上下移動并通過向上運動帶動拉桿使得踝關節做背屈運動。該機構通過低溫熱塑板和綁帶固定在患者小腿上，機構實物圖如圖5所示。

圖5 機構實物圖

3.3 助力原理

足下垂助力機構主要由步態檢測、壓簧、線驅動和PID控制器構成，根據足底壓力估計步態相位，驅動電機運轉，提供主動助力。當踝關節角度為零時，電機此時設定為零位。電機使踝關節背屈為正；反之，使踝關節趾屈為負。

第一階段(PF1)，當足跟著地時，電機反轉通過傳動裝置緩慢釋放線繩，防止患者整個腳掌瞬間著地，同時壓簧被壓縮儲存能量；第二階段(DF1)，當足放平時，電機正轉通過傳動裝置拉動線繩，壓簧釋放能量；當足跟離地時，電機反轉通過傳動裝置快速釋放線繩，防止阻礙足跟上抬，增加腳部蹬地力量，同時壓簧被壓縮儲存能量，為擺動相提供助力；當足尖離地時，電機正轉通過傳動裝置拉動線繩，壓簧釋放能量，幫助患者進行背屈運動，從而達到廓清運動的目的。

4 控制方法

當踝關節背屈時，電機和壓簧作為力矩源使得滑塊作直線運動，帶動拉桿使得踝關節背屈。控制方法采用傳統PID方法對直流有刷電機進行位置、速度雙閉環控制。控制器采用ARM系列STM32F103RBT6。主控芯片自帶正交編碼器接口。

控制硬件及程序框圖如圖6所示。

驅動電路板采用H橋電路，可適應24 V～48 V、100 W以內的電機。在保證為患者提供助力的同時，在控制上增加了踝關節的保護機制；當踝關節角度達到最大的背屈角度，電機停止工作，以防對患者造成二次傷害。

實驗裝置及結果如圖7所示。

結果顯示：在電機的驅動下，踝關節角度與理想的踝關節角度十分相近，跟蹤很好，可以較好地完成踝關節的動作。

圖6 控制硬件及程序框圖

圖7 實驗

5 結束語

本文搭建了下肢步態相位檢測系統、助力機構和整個系統的控制系統，并進行了機構可行性驗證實驗。結果表明：該機構可以較好地矯正并輔助足下垂患者的行走。

考慮到機構的重量問題，該機構采用壓簧和線驅動結合的方式，壓簧進行儲能并且可以實現局部能量的再利用，降低了整個系統的功率，以及對電池的要求，減輕了機構的總體重量。下一步，本文將探討把踝關節的運動軌跡更好地嵌入到助力機構的控制中。