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外骨骼結構磁流變液阻尼調控下肢步行復健系統開發與功能測試

為了解決mm單位換算公分的問題，作者翁祥瑜 這樣論述：

腦血管疾病(俗稱腦中風)近年來已列居台灣地區十大死因第三名，而腦中風病患常造成單側上肢及下肢肌肉癱瘓，俗稱偏癱。然而，腦中風病患在接受治療後仍會有大腿肌力不足與步態不對稱之現象，影響其日常生活功能性活動，也會容易發生跌倒。爰此，本研究之目的針對腦中風病患大腿肌力不足及對步態不對稱復健訓練之需求，整合市售跑步機裝置、體重支撐裝置、磁流變液線性阻尼器、外骨骼機構及其支撐裝置，開發一套「外骨骼結構磁流變液阻尼調控下肢步行復健系統」，並設計阻力式下肢步行復健訓練軟體，最後進行應用驗證。 本研究工作共分三部分。第一部分為下肢步行復健系統硬體機構設計、分析與雛形製作；至於本研究所開發系統硬體單元包

含市售跑步機、外骨骼機構及其支撐裝置、關節角度感測單元、磁流變液線性阻尼器與控制單元、體重支撐裝置承重控制單元及主控制單元等共六項。首先，本研究係參考Henry Deryfuss公司所公佈男性與女性人體計測之人因工程資料庫中20-65歲男、女性成年人大腿與小腿平均尺寸訂定外骨骼機構規範；接著利用SolidWorks工程套裝軟體設計外骨骼機構及其支撐裝置之機構元件，包括左、右腳外骨骼機構之三連桿機構元件(一大腿連桿、一小腿連桿以及支撐裝置之懸臂連桿)。至於，連桿關節均為旋轉接頭，並固設有關節角度感測單元；關節角度感測單元則係利用可變電阻，藉以換算得知穿戴者髖、膝關節活動角度。此外，為了提供受測者

穿戴外骨骼機構而活動膝關節時之阻力，本研究也自行設計了磁流變液線性阻尼器以及其控制單元；阻尼器則包含上蓋、下蓋、中軸以及外缸等元件，其中，中軸處纏繞著線圈，藉由控制輸入電壓(0-5V)，透過線圈轉換成電流(0-2A)後，改變阻尼器線圈內磁場，進而調控磁流變液鐵粒子極化之吸引力，使中軸與外缸間摩擦力改變，以產生不同之關節活動阻力；此外，線性阻尼器其一端裝於外骨骼機構大腿上方處，另一端則樞接於小腿上方處。而受測者在穿戴大、小腿連桿時係利用海綿材質隔層以保護受測者接觸體表之皮膚，並利用魔鬼氈束帶，用以固定外骨骼機構於受測者之大、小腿外側。除此，本研究亦設計了一組體重支撐裝置之承重控制單元，係由電晶體

(C1815)、固定電阻(1kΩ)與繼電器組成，藉由電腦控制資料擷取卡(NI, NI USB-6009) 上輸出之High/Low控制訊號，趨動繼電器開關來控制體重支撐裝置上升、下降或停止。至於，本系統之主控制單元為市售個人電腦。在外骨骼機構與磁流變液線性阻尼器組裝後，本研究也利用SolidWorks動態分析軟體模擬膝關節彎曲角度為63°時，磁流變液線性阻尼器其位移為69.61mm，符合設計規範之磁流變液線性阻尼器最大位移70mm。本研究也實際測試了最大膝關節彎曲角度為70.0°。此外，為了驗證兩腳磁流變液阻尼器輸入電壓與輸出阻力間之線性關係，本研究也利用拉伸試驗機進行磁流變液線性阻尼器阻力測

試，信度分析ICC值均接近於1.0。本研究第二部分為開發視覺回饋下肢步行復健訓練系統之軟體並進行測試；研究工作包括系統控制與感測模組開發、人機介面模組開發、視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組開發以及系統軟體整合測試等。本研究係利用LabVIEW程式開發語言結合資料擷取卡進行程式設計。至於系統控制與感測模組包含磁流變液線性阻尼器阻力控制程式組、關節角度感測程式組、體重支撐裝置承重控制程式組等；人機介面模組則包含個人資料輸入程式組、系統參數設定程式組、訓練過程顯示程式組與手動緊急操控程式組等；此外，本研究也開發了視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組，其工作包括關節角度及健患側膝關節彎曲最大角

度差異指標即時顯示介面；最後，本研究也進行了系統軟體整合，並利用Zebris超音波三維空間定位系統校正髖、膝關節角度感測單元，結果發現其信度分析ICC值均接近於1.0。本研究第三部分為系統軟硬體整合與應用驗證。本研究系統軟硬體間主要之介面為資料擷取卡；系統整合主要係利用主控單元內資料擷取卡實際操控跑步機速度與坡度、控制膝關節阻力大小、同步量測關節角度值、控制體重支撐裝置承重重量等，以確認系統整合後操作正常。另外人機介面視窗也將與視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組結合，以確認系統可顯示健患側膝關節彎曲最大角度差異指標，作為受測者步態訓練之回饋機制。本研究在系統軟硬體整合完成後之應用驗證工作包

括單側膝關節負載承重步行實驗、視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗與步態訓練前後大腿肌肉力量評估實驗等；實驗數據則採用獨立樣本t檢定與成對樣本t檢定分析。在單側膝關節負載承重步行實驗部分，其主要係希望在正常人單腳膝關節給予阻力，造成兩腳關節負載差異，模擬中風病患步態不對稱之狀態，以便進行後兩項之實驗。本項實驗共徵召14位受測者，平均年齡為24.2±1.10歲，平均身高為169.9±6.29公分，平均體重為69.2±3.90公斤，並隨機分配成控制組與實驗組各7位；控制組受測者雙腳膝關節未加阻力；而實驗組受測者之右側膝關節則外加阻力；受測時間均為5分鐘、跑步機速度為3.6 km/hr、膝關節阻力為

0.15 kg/kg，實驗結果則將依左右腳跨步時間差異指標與健患側膝關節彎曲最大角度差異指標進行分析；結果發現兩組左右腳跨步時間差異指標無顯著差異(p=0.246)，但健患側膝關節彎曲最大角度差異指標則有顯著差異(p=0.002)，且控制組健患側膝關節彎曲最大角度差異指標(0.119±0.093)小於實驗組健患側膝關節彎曲最大角度差異指標(1.731±0.833)，證明當受測者右腳有負載時，確實可讓受測者步態產生異常。接著，本研究便進行視覺回饋對步態對稱性適應訓練實驗，測試條件與單側膝關節負載承重步行實驗不同之處為控制組與實驗組兩組受測者之右側膝關節均外加阻力進行步行測試；實驗結果顯示，控制組

第一天前後測與實驗組第一天之健患側膝關節彎曲最大角度差異指標有顯著差異(p=0.009)，證明本研究之下肢步行復健設備對於受測者其膝關節彎曲最大角度對稱程度會產生即時適應效果；實驗組第一天與實驗組第四天之健患側膝關節彎曲最大角度差異指標也有顯著差異(p=0.033)，證明受測者經過本研究步態訓練四天訓練週期後，其健患側膝關節彎曲最大角度差異指標仍有改善效果。接著，為了證明利用本系統可改善受測者下肢大腿肌力，本研究也進行了步態訓練前後大腿肌力評估實驗，實驗共徵召7位受測者，平均年齡為24.0±1.73歲，平均身高為169.8±5.21公分，平均體重為68.1±6.43公斤，受測時間為每人每天20

分鐘，持續五天、跑步機速度為3.6km/hr、膝關節阻力為0.15kg/kg。實驗過程係採用無線生理訊號遙測系統(CleveMed, BioRadio 150)之肌電訊號量測模組，在實驗過程中擷取受測者右腳大腿股外側肌、股直肌與股內側肌之肌電訊號。實驗數據係分析肌肉收縮時期的RMS與肌肉不收縮時期的RMS比值(F/S ratio)。實驗結果顯示受測者經過一天步態訓練後，其股外側肌、股直肌與股內側肌之F/S ratio，前測均大於後測，顯示受測者穿戴本研究所開發之下肢步行復健設備，接受訓練後肌肉誘發強度減弱，其可能原因係受測者穿戴外加膝關節阻力控制進行步行復健訓練會對股外側肌、股直肌與股內側肌造

成肌肉疲勞所致；經過五天的訓練週期後，訓練第一天與第五天測試並比較上述三條肌群之F/S ratio後發現均有顯著差異，且有上升之趨勢，證明受測者在步態訓練後，可改善其大腿股外側肌、股直肌與股內側肌之肌力。本研究已完成「外骨骼結構磁流變液阻尼調控下肢步行復健系統」之開發，也進行了視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組程式設計與視覺回饋對步態對稱性適應訓練實驗。實驗證明本系統可降低受測者其健患側膝關節彎曲最大角度差異指標，改善步態不對稱問題；另外，步態訓練前後大腿肌力評估實驗數據發現股外側肌、股直肌與股內側之肌力也有明顯改善，證明此系統將可用於改善病患大腿肌力不足之問題。