面向半失能老人的無動力外骨骼分析及設計

李剛， 宋振東， 鄒風山， 孫乾城， 李加平

（1.沈陽新松機器人自動化股份有限公司 中央研究院，沈陽110169；2.深圳職業技術學院 機電工程學院，廣東 深圳518055）

0 引 言

目前在研的絕大多數外骨骼采用電能、液壓等進行驅動，質量較大、售價較高、續航能力較差[1-3]，嚴重地影響了外骨骼的商業化推廣[4-7]。

無動力下肢外骨骼是外骨骼領域近幾年的研究熱點。無動力下肢外骨骼是一種基于被動行走原理[8-9]的可穿戴外骨骼設備。其在運行過程中無需消耗電能等外部能源，可完全依靠特有的結構設計，利用自身力學特性驅動活動部件實現下肢助力。被動行走的步態軌跡與人類行走的步態軌跡十分接近[10-11]，將被動行走運力與外骨骼技術結合，可最大程度地實現人-機相容，更可有效地減少行走過程中的能源消耗，從而實現外骨骼設備的減重優化。

日本名古屋大學與今仙技術研究院率先研發了全球第一臺商業化無動力助行器ACSIVE。ACSIVE可為單側髖關節提供助力，從而實現患者腿部助力功能。單側質量為0.55 kg，可單獨使用，也可以左右兩側同時使用。目前已經在日本醫療機構及養老機構進行大規模使用，效果得到了充分肯定[12]。

鑒于無動力外骨骼的眾多優點及巨大的市場前景，綜合分析了現有產品的優缺點后，本項目組深入研究了被動行走原理及下肢助力外骨骼的多項關鍵技術，在國家重點研發計劃項目的支持下，研發了第一代無動力下肢外骨骼，并進行了相關測試及臨床試用[13]7-8。實驗結果表明，本項目組設計的無動力下肢外骨骼可為患者提供較大的髖關節、膝關節助力，并能有效糾正患者足內翻、足外翻癥狀。在臨床試用過程中，得到了患者和康復治療師的充分肯定。

盡管第一代無動力下肢外骨骼取得了階段性的進展，但也存在一些問題，例如未針對半失能老人步態特征進行運動分析、調節機構結構復雜、調節方式繁瑣、整機質量大、固定方式不穩、缺少必要護具、未充分考慮半失能老人操作需求等。因此，本文針對半失能老人下肢運動特點，建立了人體下肢運動學模型，推導了人體行走動力學方程。在此基礎上，提出了面向半失能老人的無動力外骨骼結構方案，并進行了關鍵承力部件仿真分析，完成了綁帶等柔性部件的設計及外觀設計，最終加工了實驗樣機，進行了測試和實驗。

1 半失能老人步態特征分析

醫學界將60歲以上生活不能自理的人界定為失能老人。ADL（日常生活活動能力）標準中主要包含6項指標：穿衣、吃飯、上下床、上廁所、室內行走和洗澡。根據ADL標準，將失能老人分為輕度失能老人（1～2項無法完成）、中度失能老人（3～4項無法完成）、重度失能老人（5～6項無法完成）。而輕度失能老人及中度失能老人可劃歸為半失能老人。

有研究發現，對于成年人群，平均年齡每增加10歲，下肢肌肉質量將減少3.9%，70歲與30歲的人群相比，骨骼肌質量減少4.12 kg，四肢肌肉減少2.96 kg[14]。對于半失能老人，下肢力量衰退將導致下肢支撐力不足，同時伴隨著神經控制力下降、神經傳導速度減慢、動作反應時間延長等癥狀，在行走過程中，半失能老人常常無法保持身體平衡，造成跌倒，導致骨折甚至威脅生命。因此下肢肌力衰減是導致老年人下肢運動功能障礙的主要原因。

根據近幾年對半失能老人步態的研究成果可知，半失能老人步長縮短，雙腿支撐相周期延長，步速顯著降低，跨步對稱性減弱，步間一致性明顯衰減[15]。而對于半失能老人的步速及步行周期而言，步速明顯減慢，步幅及單步步長縮短，步行周期及單步耗時增加。在對半失能老人的髖、膝、踝關節的研究中發現，半失能老人的髖關節活動度明顯增加，膝關節、踝關節活動度降低，行走時外八字現象增多[16]。由于半失能老人足跟部著地、膝關節屈曲、踝關節跖屈動作減慢，使半失能老人在行走過程中過于求穩而不求快，在擺動相擺動腿活動幅度減小，抬起高度降低，從而導致半失能老人在行走時出現腳尖、腿部“拖拉”現象[17]。表1所示為半失能老人與年輕人步行數據對比。

由以上分析可知，若要有效解決半失能老人下肢行走障礙問題，需在不明顯增加其負重的情況下，對其髖、膝、踝關節提供有效輔助力。

表1 步行數據

2 人體下肢運動學及動力學分析

根據人體結構相關研究可知，人體髖關節、膝關節、踝關節分別擁有3自由度、1自由度、3自由度，各關節運動角度如表2所示[18-20]。

將人體簡化為五桿模型，各連桿長度及運動角度如圖1所示。

其中θ1～θ5代表連桿與豎直軸的夾角，l1～l5代表人體模型各部位長度。設支撐腿為左腿，各關節在坐標系中的位置為（xi，zi）（i=1,2,3,4,5,6），點3與點4重合，代表同一個關節，踝關節高度為Hh，下肢各部位質量為mi（i=1,2,3,4,5），下肢各部位質心坐標為（xci，zci）（i=1,2,3,4,5），di（i=1,2,3,4,5）為各質心到下方關節的距離，則：

表2 關節運動角度

圖1 五桿模型

式中：p12=m2d2l1+（m3+m4+m5）l1l2；p13=m3d3l1；p14=m4l1（l4-d4）+m5l1l4；p15=m5l1（l5-d5）；p23=m3d3l2；p24=m4l2（l4-d4）+m5l2l4；p25=m5l2（l5-d5）；p45=m5l4（l5-d5）；h1=p12sin（θ1-θ2）θ?22+p13sin（θ1-θ3）θ?32-p14sin（θ1+θ4）θ?42-p15sin（θ1+θ5）θ?52；h2=-p12sin（θ1-θ2）θ?12+p23sin（θ2-θ3）θ?32-p24sin（θ2+θ4）θ?42-p25sin（θ2+θ5）θ?52；h3=-p13sin（θ1-θ3）θ?12+p23sin（θ2-θ3）θ?22；h4=-p14sin（θ1+θ4）θ?12-p24sin（θ2+θ4）θ?22+p45sin（θ4-θ5）θ?32；h5=-p15sin（θ1+θ5）θ?12-p25sin（θ2+θ5）θ?22-p45sin（θ4-θ5）θ?42；G1=-[m1d1+（m2+m3+m4+m5）l1]gsin θ1；G2=-[m2d2+（m3+m4+m5）l2]gsin θ2；G3=-（m3d3）·gsin θ1；G4=[m4（l4-d4）+m5l4]gsin θ4；G5=[m5（l5-d5）]gsin θ5。

3 無動力下肢外骨骼結構設計

3.1 關節結構設計

第一代無動力下肢外骨骼（下文簡稱第一代外骨骼）助力關節采用扭簧作為動力源，扭簧線徑為4 mm，最大工作轉矩為5 N·m，最大工作角度為90°[13]2-6。在臨床試用過程中，根據康復師及用戶反饋，該關節助力大小可滿足患者需求。因此，本文仍采用該規格的扭簧。

由于本項目研發的無動力外骨骼主要是面向半失能老人的一種可穿戴助力設備。由于半失能老人年齡增加，身體各項機能衰退，肌肉力量減弱，因此無動力外骨骼應具備操作簡單省力、調節方便等特點。根據以上需求，本文設計了基于軸向插銷固定式轉矩可調節無動力助力關節，如圖2所示。

圖2 助力關節

圖2（a）所示為助力關節外形，整個關節盒式的設計理念，將所有機構置于關節外殼內部，既保證了機構具有較好的封閉運行環境，又能保護用戶與運轉機構相對獨立，有效避免了衣服等物品卷入機構所帶來的危險。圖2（b）所示為助力關節剖面圖，結構可以分為上下兩部分，上部分從左至右依次為關節固定板、定位插銷、彈簧、插銷蓋板；下部分從左至右依次為關節固定板、關節外殼1、扭簧、高耐磨止動墊片1、軸套、高耐磨止動墊片2、關節外殼2、軸端擋片。扭簧的一端固定在關節外殼1的卡槽內，扭簧的另一端固定在關節外殼2的卡槽內。關節外殼1的內部凸臺緊靠高耐磨止動墊片1一側，高耐磨止動墊片1另一側與軸套的端面緊貼。軸套的另一端與高耐磨止動墊片2的一側緊靠，高耐磨止動墊片2的另一側與關節外殼2內部凸臺緊靠。軸端擋片通過超短頭內六角螺釘與關節固定板下部凸起的關節軸緊密固定，將整個關節盒固定在關節固定板的關節軸上。關節外殼1的圓周方向上，均布有插銷定位孔。患者在調節關節助力時，手動向上拔出定位插銷，彈簧收縮變形，通過旋轉插銷將定位插銷把手卡入定位槽中，此時定位插銷無法下落，旋轉關節外殼1，調節至合適的定位孔并對準定位插銷下端。向上拔出定位插銷，旋轉定位插銷至滑槽，松開定位插銷，定位插銷在彈簧恢復力作用下向下彈出，插入插銷定位孔，完成助力關節轉矩大小的調節。

3.2 腿部結構設計

在無動力外骨骼運行時，助力髖關節及膝關節軸線需與患者髖關節及膝關節軸向共線，否則在機體與患者中易造成運動干涉，威脅用戶安全。因此對于不同身高的患者，需要調整腿部側板的長度，使助力髖關節、膝關節分別位于患者髖關節、膝關節外側。在腿部側板長度調節的過程中，由于半失能老人多數存在無法大幅度彎腰及手部力量薄弱等癥狀，無法使用專業工具，如六角扳手等。因此無動力外骨骼腿部調節結構仍需具有調節方便、操作簡單省力的特點。針對該需求，本文設計了按壓卡簧式自動回彈腿部長度調節機構，如圖3所示。

圖3 腿部調節機構

圖3（a）、圖3（b）分別為腿部調節機構透視圖及爆炸圖。如圖3（b）所示，腿部長度調節機構組成從左向右依次包括按壓螺帽、彈簧、關節外殼2、大腿側板、鎖緊擋塊。按壓螺帽的螺紋桿穿過彈簧，使彈簧的一端卡入按壓螺帽內的卡槽。彈簧的另一端與關節外殼2緊靠。按壓螺母的螺紋桿穿過關節外殼2下部的通孔及腿部側板上部的擋塊卡槽，鎖緊擋塊在關節外殼2下部的另一側與按壓螺帽的螺紋桿旋緊。當患者調節腿部長度時，只需單手向內側壓緊按壓螺帽，此時按壓螺帽壓縮彈簧，將鎖緊擋塊從腿部側板的擋塊槽中推出。然后患者可用另一只手向上或向下調節腿部側板。調節完成后，釋放按壓螺帽，按壓螺帽在彈簧恢復力作用下自動彈回，按壓螺帽帶動鎖緊螺母自動回到腿部側板的擋塊槽中，將腿部側板位置鎖定，完成調節。整個過程無需專業工具，操作簡單、省力，完全滿足半失能老人的操作需求。

由于半失能老人中髖關節及膝關節力量退化程度不同，因此有些老人需要對髖關節及膝關節進行助力，有些老人只需對髖關節進行助力，因此在無動力外骨骼的結構設計中，應具有模塊化裝配及拆卸功能。因此本文將髖關節與膝關節設計成相同結構，便于模塊化拆卸。膝關節可固定于大腿側板下端，通過專門的卡扣結構進行固定，拆卸方便，模塊化程度高，如圖4所示。

圖4 可模塊化裝配的助力關節

當患者髖關節、膝關節均需助力時，可在無動力外骨骼上同時裝配助力髖關節及膝關節；當患者只需要髖關節助力時，可只裝配助力髖關節，如圖5所示。這種模塊化裝配的思想使無動力外骨骼使用方式及使用范圍更加靈活和廣泛。

圖5 無動力外骨骼的不同用法

3.3 腰部結構設計

腰部結構是將無動力外骨骼與半失能老人固定的有效部位，又是連接助力關節的橋梁。因此腰部結構必須符合人體工程學，而且具有多維尺寸調節功能。由于無動力外骨骼的重力主要由用戶腰部承載，因此腰部結構還必須考慮與腰部綁帶的固定方式。鑒于以上功能需求，本文設計了無動力外骨骼腰部結構，如圖6所示。

圖6為腰部結構，設計時充分考慮了人體工程學，其結構輪廓為流線形，外表面無尖銳凸出物，符合醫療器械標準規定。腰部結構在尺寸調節方面具備3個方向的調節功能，包括腰部寬度調節、腰部前后調節及髖關節上下調節。腰部寬度及腰部前后調節方式采用旋鈕擠壓，通過旋鈕對部件的擠壓，利用摩擦力將腰部部件鎖定，無需專業工具，單手徒手即可完成調節。前后調節后的腰部結構如圖7所示。

圖6 腰部結構

髖關節與腰部結構采用卡槽方式進行固定，利用腰部前側的定位孔進行上下調節。整個固定機構只需一個手擰螺母即可完成固定及拆卸，極大地降低了無動力外骨骼的操作難度，調節過程省時省力。圖8所示為腰部結構與髖關節固定示意圖。

大型油船輔鍋爐汽包水位對其控制系統的要求較高，水位變化對設備的正常運行至關重要。為能滿足控制精度和速度和對環境變化的適應能力，通常運用雙沖量串級控制和三沖量串級控制。由于設備運行工況多變使得汽包水位系統表現非線性、時變和強干擾等特性，因此常規PID控制對汽包水位的控制效果欠佳。[1]

3.4 關鍵部件力學仿真分析

為保證無動力外骨骼結構能夠穩定安全的運行，需對關節承力部件進行力學仿真分析。在運動過程中，主要承力部件有助力關節外殼1、助力關節外殼2、腿部側板、定位插銷、關節固定板等。本文以關節外殼1及腿部側板為例，進行仿真分析。對于關節外殼1，該部件采用碳纖維材料，彈性模量為300 GPa，泊松比為0.31，密度為1.62 g/cm3，該部件受到扭簧對卡槽的轉矩及插銷對定位孔的周向阻力，扭簧最大轉矩為5 N·m，圖9所示為關節外殼1的應力云圖。

圖7 腰部前后調節

圖8 腰、髖固定

由圖9可知，關節外殼1在受到扭簧施加的周向5 N·m的轉矩時，部件最大應力并未超過材料屈服強度，故滿足設計要求。對于腿部側板，其上下連接助力髖關節及助力膝關節，每個關節最大轉矩為5 N·m，因此腿部側板最大承受10 N·m的轉矩，材料與關節外殼1相同。圖10為腿部側板應力仿真云圖，由圖10可知，腿部側板在受到最大轉矩作用時，部件最大應力并未超過材料的屈服強度，故滿足設計要求。

圖9 關節外殼1應力云圖

圖10 腿部側板應力云圖

4 綁帶等柔性部件設計及外觀設計

在無動力外骨骼工作時，需要與患者下肢可靠、緊密地固定在一起。由于用戶是半失能老人，因此安全舒適的固定及保護部件對用戶十分重要。本文針對半失能老人的下肢結構特點，設計了無動力外骨骼專用綁帶，提出采用腰部、大腿、小腿三點固定的綁帶安裝方案，如圖11所示。圖11（a）為腰部及腿部綁帶，腰部綁帶采用1 cm厚海綿作為緩沖材料，海綿表面覆蓋有高強度透氣材料，用以增加腰部綁帶的承載強度。在最外層覆蓋有三明治透氣材料，使綁帶在使用過程中具有較好的透氣性。腰部綁帶具有上下兩條鎖緊腰帶，腰帶內側布置有粘扣，腰帶鎖緊部分采用雙向可調卡扣，卡扣可實現左右帶長的調節，并能反向自鎖，配合要帶上的粘扣，實現腰帶長度鎖緊的雙重保險。腿部綁帶的設計理念與腰部綁帶相似，不再贅述。圖11（b）所示為柔性綁帶的穿戴效果。

無動力外骨骼腳部提拉機構可使患者腳尖向上抬起，可有效解決患者行走過程中，由于腳尖拖地導致的跌倒、絆倒。因此腳部提拉機構是無動力外骨骼的重要組成部分，如圖12所示。

圖11 綁帶設計

圖12 腳部提拉機構

腳部提拉機構由防滑鞋底和可調節彈力帶組成，防滑鞋底具有尺寸調節功能，可以與患者踝關節及足面進行緊密固定。可調節彈力帶具有彈力調節功能，通過調節左右彈力帶的長短實現提拉力的調節，從而實現對患者足內翻、足外翻的糾正功能。

針對以上結構設計方案，本文對設計的無動力外骨骼進行了外觀設計，如圖13所示。

5 樣機加工與實驗

根據以上設計，本文加工了無動力外骨骼產品樣機，如圖14所示。為測試無動力下肢外骨骼各項性能，本文進行了相關測試和實驗，其中包括：結構質量測試、關節轉矩測試、連續行走測試、上下樓梯測試，以及平地行走臨床實驗。

圖13 無動力外骨骼整體效果

5.1 結構質量測試

本文采用強度高、質量輕的碳纖維材料進行加工。在保證各部件具有足夠強度的前提下，極大地降低了設備質量，圖15所示為結構質量測試。

圖15（a）為無動力外骨骼整機質量，總質量為2.655 kg，整機質量包括腰部質量、大腿質量、小腿質量及所有標準件的質量。圖15（b）為外骨骼助力部分質量，質量為1.725 kg，助力部分質量包括大腿質量、小腿質量及標準件質量。

圖14 無動力外骨骼樣機

圖15 產品質量測試

5.2 關節轉矩測試

關節同一方向定位孔分為5擋，均布在關節外殼周向，腿部側桿到關節中心距離為0.38 m，測試結果表3所示。

因此關節提供的轉矩Ti（i=1,2,3,4,5）依次為：

圖16 關節轉矩測試

表3 關節扭矩測試結果 N·m

經計算，關節最大助力為5.63 N·m，滿足設計指標。

5.3 連續行走測試

為驗證本文設計的無動力外骨骼在平地行走過程中的助力效果及柔性綁帶的舒適性，本文進行了連續行走測試。選取身高1.5～1.9 m的實驗人員10人，分別穿戴無動力外骨骼進行連續平地行走。實驗場地為公司設備測試實驗室內長10 m、寬2 m的平直防滑地面。實驗時，用戶穿戴外骨骼沿著指定路線連續行走50 m。圖17所示為連續行走測試實驗，實驗結果如表4所示。

圖17 連續行走實驗

由結果可知，當操作人員將用戶與外骨骼通過柔性綁帶緊密固定后，用戶均認為無動力外骨骼具有明顯助力效果，整個實驗過程無不適現象產生。

5.4 上下樓梯測試

為驗證本文設計的無動力外骨骼在上下樓梯過程中具有明顯的助力效果，本文進行了上下樓梯測試。測試場地為公司設備測試實驗室外的標準樓梯間，樓梯高度為20 cm，寬度為30 cm，共18階。選取身高1.5～1.9 m的不同實驗人員共10人，進行測試，從樓梯頂端走到樓梯底端，再從底端走到樓梯頂端，為一次實驗。圖18所示為上下樓梯實驗，實驗結果如表5所示。

圖18 上下樓梯實驗

表4 連續行走實驗結果

表5 上下樓梯實驗結果

在10組實驗中，實驗人員均認為無動力外骨骼在上下樓梯過程中具有明顯的助力效果。

5.5 平地行走臨床測試

由于無動力外骨骼服務人群是半失能老人，因此本文進行了平地行走臨床測試。測試地點為沈陽盛京康復中心第一康復訓練室，用戶為患有腦中風4期（輕度中風，可獨立站立、行走，但行走需有人攙扶）導致下肢行走障礙的老人，選取身高1.5～1.8 m的患者16人。如圖19所示，為平地行走臨床測試，實驗結果如表6所示。

圖19 臨床測試

由臨床結果可知，在測試的16組實驗中，只有一名患者認為無動力外骨骼的助力效果不明顯。這是由于該患者腰部過胖，導致綁帶無法緊密固定，在行走過程中外骨骼與患者產生了相對運動，助力關節的驅動力無法有效地傳遞到患者下肢，其余15組患者均認為無動力外骨骼具有明顯的助力效果。

表6 臨床行走實驗結果

6 結 論

1）本文對半失能老人的步態特點進行了詳細的分析，建立了人體下肢運動模型，推導了人體行走動力學方程；

2）面向半失能老人，本文設計了無動力下肢外助力外骨骼。該外骨骼具備腰部、大腿、小腿長度調節功能，具備髖關節、膝關節、踝關節模塊化裝配功能；

3）為更好地保護患者，針對半失能老人，本文設計了外骨骼專用柔性綁帶，增強了外骨骼的穿戴舒適性和安全性，并對無動力外骨骼進行了外觀設計；

4）基于理論研究成果，本文加工了無動力外骨骼樣機，并進行了相關實驗和臨床測試。實驗及測試結果表明，在使用了碳纖維材料加工后，機體質量更輕，強度更高；平地行走、上下樓梯均具有較好的助力效果。