截瘫是一种影响数百万人生活的严重下肢运动系统损伤疾病，目前绝大多数的患者都只能依赖像轮椅这样的辅具来维持正常生活[1-2]。长时间使用轮椅会引起一系列的生理问题，包括褥疮、骨质流失和肌肉萎缩等。此外，截瘫患者在轮椅上久坐导致其视线低于正常人，这也使得他们自尊心受损和精神压力增大[3]。往复式截瘫步行器(reciprocating gait orthosis, RGO)由于可以满足截瘫患者直立行走的需求，因而成为轮椅的一种潜在的替代品[4]。然而，RGO高度依赖患者残余肌肉力驱动[5], 由于对患者体力消耗过大常导致较高的弃置率[6]。
受益于机器人技术的迅猛发展，移动穿戴式外骨骼正成为康复工程领域很有前景的智能辅具。目前已有数量可观的动力外骨骼系统处于商业化运营或实验室研发阶段，其中一些比较有代表性的外骨骼系统包括ReWalk (以色列)[7-8]、Ekso (美国)[9-10]和WPAL (日本)[11]等。从机械结构角度来看, 目前绝大多数的外骨骼属于关节驱动型。虽然这种类型的外骨骼综合了助行和康复2种功能，因而比固定的跑步机式外骨骼具有一定优势[12-13]，但复杂的控制系统、较短的电池使用时间和较高的售价都是当前限制移动穿戴式外骨骼广泛应用的主要影响因素[14-16]。
一些研究者认为传统的移动穿戴式外骨骼机械设计需要革命性的升级才能满足未来的需求，因此一些结构新颖的外骨骼样机和未来外骨骼概念被相继提出[17-19]。Li等[20]认为本领域的研究者在未来研究中应该着眼于降低外骨骼自动化水平，以一种辅具而非类似于机器人器械的设计思路来研发外骨骼。Hammell[21]也观察到脊髓损伤患者抱怨在一些研究中他们只是被当作研究中的一部分，研究者似乎更关心一些研究参数而非他们实际QOL (quality of life)的提高。这些研究表明：对于发展以病人为中心的临床器械来说，研发一种简单、可靠、经济型的穿戴式外骨骼可能是一种更切实有效的方式。
相比于关节驱动，轮式驱动具有更好的能量效率和更简单的控制效果，这一点已经在轮式机器人的相关研究中得到了证实[22]。因此，基于现有康复工程相关研究的分析，本文研发出一款轮式驱动动力外骨骼，采用简化的机电系统来满足下肢运动机能损伤患者直立行走的最根本需求。该外骨骼可以使截瘫患者实时掌控行走过程，提高其康复训练参与度，从而进一步改善康复效果。
1 总体设计理念本文外骨骼最主要的目标是采用简单的机电设计来帮助截瘫患者实现基本的直立行走。此外，降低外骨骼自动化水平和采用最少的传感技术使截瘫患者能完全掌控整个行走过程，进而提高他们的康复训练参与度。如图 1所示，本系统主要包括足底轮式驱动外骨骼和无线控制肘拐两部分。动力外骨骼可以固定和支撑使用者的身体并通过足底驱动模块驱动下肢前行。肘拐可以保持行走平衡并且通过内嵌在手柄里的无线控制器控制外骨骼的运动状态。通过外骨骼和肘拐的配合，使用者可以交替按压肘拐按键实现连续行走。
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| 图 1 外骨骼系统 |
为保证正常使用本外骨骼，使用者必须满足以下特定条件：1) 使用者必须是非痉挛性脑瘫患者，以防止使用过程中出现不可预测的跌倒；2) 使用者需要有良好的上肢机能以保证正常使用拐杖；3) 截瘫患者脊髓损伤等级最好是以上(T8或更好)；4) 使用者的身高和体重必须分别小于185 cm和100 kg。
根据项目设计要求，此外骨骼必须满足以下特定功能，具体包括：使用者必须在肘拐的辅助下能够独立完成直立行走；使用者可以实时地控制行走步速、步长、步频、启停等行走状态；外骨骼能够在平地或斜坡上以最大2.1 km/h的速度行走；在没有收到肘拐传来的信号时，外骨骼可以自动刹车实现可靠的制动；外骨骼最大步长需要被限制以保证在出现电子系统故障或误操作时使用者安全；外骨骼机械结构可根据使用者不同体征进行调节。
2 技术特征 2.1 外骨骼机械结构本文外骨骼的髋关节和踝关节分别在矢状面设有一个旋转自由度，而膝关节的旋转状态可以根据使用工况通过一个旋转锁定机构来调节。使用者可以在站立时手动锁定膝关节也可以解锁后坐下。自由度的设定在康复辅具设计中是一个至关重要的问题，因为它可以直接影响外骨骼的最终性能。前期的研究表明，AFO (ankle-foot-orthosis)形态的足底轮式驱动辅具无法解决使用过程中的八字脚问题。由于人体存在一个天然的踝关节外旋角度，这导致轮式驱动辅具在前进时朝侧向逐渐偏离。健康人可以通过调整下肢来纠正这一问题，而截瘫患者由于下肢机能损伤无法自行调节，使得这种轮式驱动辅具在截瘫患者中无法应用。本研究中采用了HKAF (hip-knee-ankle-foot)形态的全下肢型外骨骼机械结构，它只允许关节在矢状面转动而采用机械的方式限制冠状面运动，通过这种办法成功地解决了前述八字脚问题。
出于安全的考虑，本文对外骨骼踝关节的最大旋转角做了机械限位。在正常行走过程中，人体踝关节背曲15°，跖屈10°~20°。因此本文将外骨骼的前向和后向弯曲角分别限制在15°范围内。为了能更好地适应不同身高的使用者，外骨骼的胫骨部分设计成可以在70 mm范围内调节的结构。
外骨骼的不同部分采用了不同的材料以平衡重量和强度的要求。外骨骼的股骨和胫骨由高强度钢条制成以承受使用者的身体载荷。骨盆部分根据人体骨盆生理曲线由铝合金板定制加工而成。髋关节和踝关节同样由铝合金制成，而膝关节为了可靠地锁定下肢采用了钢结构。膝关节固定器被安装在外骨骼的股骨和胫骨上以固定使用者下肢，它由PE (polyethylene)制成以提供轻量和高刚度的腿部支撑，而在其里侧铺上了海绵布以保证足够的穿戴舒适度。
2.2 足底轮式驱动模块足底轮式驱动模块是本外骨骼的关键部分，由其来驱动整个系统前行(见图 2，在三维模型中去除了足部绑带以更好的显示机械结构细节)。足部机架由6块铝合金板构成，主要作为使用者身体的支撑基础并限制脚部各个方向的偏移。每个足部驱动模块通过2个黏扣带(velcro band)来固定使用者脚部。外骨骼踝关节通过一个定制连接螺栓和2个推力轴承来连接足部。本文在踝关节支条里侧加工了一个旋转限位槽，并在足部后部挡板上用一个限位螺栓将踝关节整体转动范围限定在30°以内。在踝关节支条上加工了8个间隔10 mm的螺纹孔，并通过3个连接螺栓将其与外骨骼胫骨部分相连。将螺栓拧在不同的螺栓孔可以实现腿部长度70 mm范围内的调节，以适配不同身高的使用者。
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| 图 2 足底轮式驱动模块 |
每一个足底驱动模块有2个轮子，前轮为无动力辅助轮，后轮为定制的轮毂电机。设计小尺寸可应用的轮式驱动部件是一件很有挑战性的工作，因为必须考虑轮子外径、离地间隙、电机功率和使用者安全感等诸多相互制约的因素。由于目前市场上无法购得外径在4英寸以下并能提供大功率、高减速比的轮毂电机，因而本文自行设计和制作了一款定制轮毂电机。该轮毂电机采用外转子无刷电机(external BLDC)和双极行星减速结构以达到大扭矩和小外径的性能。如图 3所示，该轮毂电机外径包裹8 mm厚的防滑橡胶，最高转速为150 r/min。换算成线性速度为2.1 km/h，该速度接近ReWalk的最高线性速度(2.6 km/h)。BLDC电机为60 W、24 V、KV160的Hall无刷电机，最高转速4 000 r/min；行星减速器首级和二级齿数相同，都为外齿圈84齿、太阳齿20齿、行星齿31齿；电机电线从空心轴中引出。该轮毂电机采用大减速比设计，不仅可以实现较好的驱动性能，而且还能提供较大的制动力矩以实现刹车效果。通过与专用电机驱动板配合，在实验中该轮毂电机可以实现可靠的制动。
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| 图 3 轮毂电机 |
2.3 无线控制肘拐
本系统采用一对定制的肘拐来保持运动平衡和控制外骨骼状态。肘拐的手柄由铝合金制成，主要包括上壳、下壳和按键3部分(见图 4)。上壳可以提供体重支撑并且无线控制器也内嵌在其上面。下壳覆盖了无线控制器并且在末端设计了一个高台以保护按键不受使用者误触影响。按键上设计有一个30°斜坡以将摇杆的旋转调速转变成20 mm的线性调速。按键可在下壳的导槽内滑动并由弹簧弹回复位。手柄安装在肘拐的上部并且肘拐长度可以根据使用者身高调节。
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| 图 4 无线控制肘拐 |
2.4 电控系统
外骨骼电控系统如图 5所示。嵌入肘拐的无线发射器是一个基于STM32F103芯片的蓝牙无线传输模块，它由4.2 V×630 mA可充电锂电池供电。拨杆是该控制器的核心部件，由其控制外骨骼行进状态。拨杆的转角直接反映电机的转速，当其处于零位时将会启动自动刹车。无线接收器采用与发射器相同的蓝牙模块，由其输出PWM信号用于电机调速。电机控制器是一个专用的24 V Hall型BLDC驱动器，当其检测到PWM信号后将驱动电机，否则通过反接电机电线自动刹车。外骨骼由24 V×5 000 mA·h的可充电锂电池组提供电源。所有电子器件被装在一个220 mm×122 mm×32 mm的铝盒内并固定在外骨骼骨盆处。电机电线通过扎带沿外骨骼机架固定，最终通过航空插头在电控盒侧面与电机控制器连接。
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| 图 5 电控系统原理图(电器元件放大显示) |
3 健康受试者使用实验
为了能定量评估本外骨骼的运动性能和人机运动平稳性，本文使用三维步态分析系统对一名23岁的男性健康受试者在穿外骨骼和不穿外骨骼2种情况下的运动参数进行采集和对比分析。该受试者身高168 cm体重60 kg，主要身体机能良好。实验在国家康复辅具研究中心的步态分析实验室完成，主要使用带有8个红外摄像头(100 Hz)的Vicon三维步态分析系统(Vicon Motion System Ltd. UK)。实验数据由Vicon专用软件Vicon Nexus(Version 1.8.5) 处理和导出。本实验采用Vicon标准全身模型，分析在上述2种情况下连续2个步态周期内的时空和运动学参数。实验环境和穿戴外骨骼时效果如图 6所示。
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| 图 6 实验室环境和外骨骼穿戴效果 |
实验者先在不穿外骨骼的情况下以自然步速完成步态采集，然后在无外人辅助的情况下独立完成穿戴外骨骼时的步态采集。在正式外骨骼实验开始前受试者必须先完成准备流程。首先，使用者以坐姿完成穿戴，解锁膝关节并使用绑紧带固定下肢；其次，打开外骨骼和肘拐开关，然后站立并锁定膝关节；最后，通过食指按压肘拐按键来控制下肢前行。从开始到最终穿戴完毕用时大约3 min。
普通肘拐使用者中常见的步态主要有三点步态(three-point gait)和四点步态(four-point gait)[23]。虽然本外骨骼中双脚始终着地不存在普通肘拐使用过程中典型的双支撑期(double support phase)和单支撑期(single support phase)，但二者的相同点是都有拐杖的支撑和双腿的交替步行。因而理论上普通肘拐使用者中的三点步态和四点步态在本外骨骼中也可适用。由于三点步态在每个步态周期内2个拐杖同时着地支撑，因而比四点步态更稳定。本实验受试者出于安全考虑选择了三点步态来完成整个实验。动作流程与普通肘拐使用者类似：受试者先同时挥出2个肘拐，随后按压其中一个肘拐的按键控制一只腿前行，在另一只腿上重复这一过程。如此交替按压肘拐控制按键可使外骨骼连续前进。
由于不穿外骨骼时的实验属于Vicon标准实验，因而可以由Vicon Nexus自动生成时空参数。但穿外骨骼时由于双脚始终着地软件无法自动标记脚跟着地及脚趾离地等事件点以获取时空参数。为此，本文根据步态时空参数的定义，基于外骨骼的踝关节标志点在前进方向的轨迹曲线，计算连续2个步态周期内该标志点的位移和所用时间以得到穿外骨骼情况下的时空参数。最终的时空参数对比如表 1所示。本文主要评估了跨步长、步速和步频3个关键参数并将结果以“平均值±均方差”的形式表示。可以看出，穿外骨骼时跨步长略高于不穿外骨骼时，但由于前者完成2个连续步态的用时远高于后者，使其最终步速和步频又显著小于不穿外骨骼时。正常国人跨步长、步速、步频分别为1~1.6 m、1.2 m/s、95~125步/min。本实验中受试者由于身高和行走习惯的原因使其时空参数表现处于国人均值的低位，但数值依然处于正常水平。外骨骼步速只有0.071 m/s，不但远小于不穿外骨骼时的步速并且也远没有达到其设计最高速度0.583 m/s(2.1 km/h)。这可能是因为实验前受试者仅经过较短时间的适应性练习，使其在实验中倾向于采用更保守的使用方式进而影响了最终的步速。可以预见的是随着使用者操作设备熟练度的提高，步频和步速的表现将随之改善。此外，考虑到本外骨骼主要面向下肢障碍的截瘫患者，过高的步速和步频对患者的动作协调能力和使用肘拐平衡动载的能力都是一种挑战，因而在考虑安全的情况下目前实验获得的速度值仍然是可接受的。
| 项目 | 跨步长 | 步速 | 步频 | ||
| m | m·s-1 | 步·min-1 | |||
| 穿外骨骼 | 1.166±0.058 | 0.071±0.003 | 10.371±0.553 | ||
| 不穿外骨骼 | 0.971±0.014 | 1.152±0.021 | 94.885±1.176 |
由于使用者上肢运动平稳性和手臂动作幅度都将直接影响外骨骼的使用安全，因而本文分析了在连续2个步态周期内骨盆和肩关节在矢状面和冠状面的转角(见图 7和8)。由于穿外骨骼时完成实验所用时间显著长于不穿外骨骼，为了对数据做统一对比，将2组运动学数据以200%进行归一化。由图 7a可以看出，骨盆矢状面穿外骨骼时转角幅度较大，达到14.66°，且在2个步态周期内存在明显的波峰波谷特征。这主要是因为步态初期使用者为保证运动安全自发地让上肢整体向前倾以使重心偏向于肘拐。而后随着一侧腿由驱动轮带动前行，骨盆转角逐渐达到最大值，之后随着对侧腿的前行又恢复到初始值。而不穿外骨骼情况下，由于行走时上肢基本垂直因而整体在矢状面波动较小，幅值仅为3.88°。在冠状面穿外骨骼时骨盆转角整体幅度虽没有矢状面大，但也呈现出明显的2个波峰波谷周期。由图 7b可以看出当一侧外骨骼腿向前滑行时，人体上肢整体向对侧倾斜，而后随着对侧的前行又恢复到初始值。不穿外骨骼时虽然也有明显的上肢在冠状面的左右摆动，但由于存在单支撑期和双支撑期，因而一侧上肢在到达最大值的过程中有一段明显的摆动角度保持阶段，之后才继续增大直到摆动到对侧最大值。在冠状面运动幅值方面，穿外骨骼和不穿外骨骼摆动幅值整体接近，分别为8.56°和7.85°。
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| 图 7 2个连续步态周期内骨盆的转角对比曲线 |
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| 图 8 2个连续步态周期内肩关节的转角对比曲线 |
肩关节转角曲线如图 8所示。由图可知，肩关节矢状面穿外骨骼与不穿外骨骼时不但整体趋势相似，而且幅值也接近，分别为36.75°和31.79°。但由于穿戴外骨骼时身体为保持平衡整体前倾使其肩关节转角曲线整体偏上，并且由于手臂在平衡上肢重力过程中施力产生抖动，因而曲线也不像不穿外骨骼时那样平滑。而在冠状面，穿外骨骼和不穿外骨骼时手臂运动幅值分别为26.05°和12.18°，并且前者运动曲线不像后者那样存在明显波峰波谷特征，只是在向前挥出肘拐时，由于手臂外摆而产生波峰，这也是造成其幅值较大的主要原因。穿外骨骼时曲线波谷不明显是因为肘拐在支撑重量过程中基本保持原位，而不像自由行走时在脚跟着地时手臂会摆向身体内侧，并且由于需要施力其曲线也有较多的波动。
4 结论直立行走是截瘫患者最迫切的需求。本文提出一款采用定制轮毂电机作为驱动单元和由基于肘拐的无线控制器来控制的足底轮式驱动外骨骼，以帮助截瘫患者以站立姿态实现行走。本文介绍了总体设计理念和各模块详细技术方案，在三维步态分析系统中完成了健康人的运动对比实验。时空参数表明：穿外骨骼时跨步长达到正常人水平，但步速和步频出于安全原因显著小于正常人。骨盆和肩关节转角曲线表明：穿戴外骨骼时上肢为保证平衡在矢状面整体前倾，而冠状面的摆动幅度与正常人接近。步态实验说明该外骨骼可以保证使用者在肘拐的辅助下安全而平稳地实现直立行走。下一步将研究把这款外骨骼作为研究平台来招募截瘫患者，以期在较长的时间段内验证其康复训练有效性。
| [1] | Hussain S, Sheng Q X, Jamwal P K, et al. An intrinsically compliant robotic orthosis for treadmill training[J]. Medical Engineering & Physics, 2012, 34(10): 1448–1453. |
| [2] | Cowan R E, Fregly B J, Boninger M L, et al. Recent trends in assistive technology for mobility[J]. Journal of Neuroengineering & Rehabilitation, 2012, 9(3): 971–981. |
| [3] | Kittel A, Di M A, Stewart H. Factors influencing the decision to abandon manual wheelchairs for three individuals with a spinal cord injury[J]. Disability & Rehabilitation, 2009, 24(1-3): 106–114. |
| [4] | Kirshblum S C, Waring W, Bieringsorensen F, et al. Reference for the 2011 revision of the international standards for neurological classification of spinal cord injury[J]. Journal of Spinal Cord Medicine, 2011, 34(6): 547–547. DOI:10.1179/107902611X13186000420242 |
| [5] | Hornby T G, Kinnaird C R, Holleran C L, et al. Kinematic, muscular, and metabolic responses during exoskeletal-, elliptical-, or therapist-assisted stepping in people with incomplete spinal cord injury[J]. Physical Therapy, 2012, 92(10): 1278–1291. DOI:10.2522/ptj.20110310 |
| [6] | Castellano V, Coratella D, Felici F. Cost of walking and locomotor impairment[J]. Journal of Electromyography & Kinesiology, 1999, 9(2): 149–157. |
| [7] | Talaty M, Esquenazi A, Briceno J E. Differentiating ability in users of the ReWalkTM powered exoskeleton:An analysis of walking kinematics[C]//IEEE International Conference on Rehabilitation Robotics. Seattle, WA, USA:IEEE Press, 2013:1-5. |
| [8] | Hussain S, Xie S Q, Jamwal P K, et al. An intrinsically compliant robotic orthosis for treadmill training[J]. Med Eng Phys, 2012, 34(10): 1448–1453. DOI:10.1016/j.medengphy.2012.02.003 |
| [9] | Strausser K A, Kazerooni H. The development and testing of a human machine interface for a mobile medical exoskeleton[C]//IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems. San Francisco, CA, USA:IEEE Press, 2011:4911-4916. |
| [10] | Strausser K A, Swift T A, Zoss A B, et al. Mobile exoskeleton for spinal cord injury:Development and testing[C]//ASME 2011 Dynamic Systems and Control Conference and Bath/ASME Symposium on Fluid Power and Motion Control. Arlington, MA, USA:ASME, 2011:419-425. |
| [11] | Tanabe S, Hirano S, Saitoh E. Wearable Power-Assist Locomotor (WPAL) for supporting upright walking in persons with paraplegia[J]. NeuroRehabilitation, 2013, 33(1): 99–106. |
| [12] | Venkatakrishnan A, Francisco G E, Contreras-Vidal J L. Applications of brain-machine interface systems in stroke recovery and rehabilitation[J]. Current Physical Medicine & Rehabilitation Reports, 2014, 2(2): 93–105. |
| [13] | Blank A A, French J A, Pehlivan A U, et al. Current trends in robot-assisted upper-limb stroke rehabilitation:Promoting patient engagement in therapy[J]. Current Physical Medicine & Rehabilitation Reports, 2014, 2(3): 184–95. |
| [14] | Low K H. Robot-assisted gait rehabilitation:From exoskeletons to gait systems[C]//Defense Science Research Conference and Expo. Singapore:IEEE Press, 2011:1-10. |
| [15] | Bogue R. Robotic exoskeletons:A review of recent progress[J]. Industrial Robot, 2015, 42(1): 5–10. DOI:10.1108/IR-08-2014-0379 |
| [16] | Contrerasvidal J L, A Bhagat N, Brantley J, et al. Powered exoskeletons for bipedal locomotion after spinal cord injury[J]. Journal of Neural Engineering, 2016, 13(3): 031001. DOI:10.1088/1741-2560/13/3/031001 |
| [17] | Asbeck A T, Dyer R J, Larusson A F, et al. Biologically-inspired soft exosuit[C]//IEEE International Conference on Rehabilitation Robotics. Seattle, WA, USA:IEEE Press, 2013:1-8. |
| [18] | Sasaki D, Noritsugu T, Takaiwa M. Development of pneumatic lower limb power assist wear driven with wearable air supply system[C]//IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems. Tokyo, Japan:IEEE Press, 2013:4440-4445. |
| [19] | Contreras-Vidal J L, Grossman R G. NeuroRex:A clinical neural interface roadmap for EEG-based brain machine interfaces to a lower body robotic exoskeleton[C]//35th Annual International Conference of the IEEE-Engineering-in-Medicine-and-Biology-Society. Osaka, Japan:IEEE Press, 2013:1579-1582. |
| [20] | Li Z Q, Xie H X, Li W L, et al. Proceeding of human exoskeleton technology and discussions on future research[J]. Chinese Journal of Mechanical Engineering, 2014, 27(3): 437–447. DOI:10.3901/CJME.2014.03.437 |
| [21] | Hammell K R. Spinal cord injury rehabilitation research:Patient priorities, current deficiencies and potential directions[J]. Disability & Rehabilitation, 2010, 32(14): 1209–1218. |
| [22] | Chan R P M, Stol K A, Halkyard C R. Review of modelling and control of two-wheeled robots[J]. Annual Reviews in Control, 2013, 37(1): 89–103. DOI:10.1016/j.arcontrol.2013.03.004 |
| [23] | 杨正东. 截瘫助行外骨骼步态规划与人机协调性的研究[D]. 北京: 清华大学, 2014. YANG Zhengdong. Gait Planning and Human-machine Coordination Study of Walk Assisting Exoskeleton for Paraplegics[D]. Beijing:Tsinghua University, 2014. (in Chinese) |