膝下截肢患者術後因負責腿部背屈與蹠屈動作之主要肌群(包括脛前肌、腓腸肌、比目魚肌等)以及小腿骨(包括脛骨及腓骨)被部分切除，造成小腿肌肉及骨骼組織不健全，以致於穿戴傳統義肢在平地行走時無法主動產生背屈、蹠屈與推進力之功能，需用剩餘的肢體進行代償並增加步行時能量消耗才能完成上述之動作，造成步態不協調，最終使肢體關節過度磨耗，嚴重者需二次手術來更換關節。再者，膝下肢截肢患者術後因生理結構遭到部分切除而喪失感覺受器，當穿戴傳統膝下義肢時無法感知腳底與地面接觸的壓力狀況，因此無法確切掌握步態週期，需要以視覺來取代行走之感覺回饋，容易導致截肢患者跌倒造成二度傷害。爰此，本研究係針對上述膝下截肢患者穿戴傳統膝下義肢而產生步態異常、能量消耗以及本體感覺缺失之問題，開發一套「仿人踝關節機構回饋控制系統」，並進行功能性驗證。
本研究工作共分三部分進行；第一部分為仿人踝關節機構設計與雛型製作。首先，本研究係參考文獻中男、女性人體計測資料，訂定仿人踝關節幾何尺寸及活動角度範圍(含背屈、蹠屈、腳尖離地期間)等設計規範；接著，仿人踝關節機構本體及傳動系統之概念設計係參考人體執行背屈動作時脛前肌收縮使阿基里斯腱伸展、蹠屈動作時比目魚肌與腓腸肌收縮帶動阿基里斯腱作收縮及腳尖離地期間屈趾短肌與屈拇短肌伸展之機制進行設計。為了模擬前述肌群收縮及伸展功能，本研究使用Solidworks工程繪圖軟體進行仿人踝關節四連桿傳動機構設計(含伺服馬達、滾珠導螺桿等元件)。另外，本研究也採用動態分析模組(Cosmos Motion)進行仿人踝關節機構執行背屈(0°~20.44°)、蹠屈(0°~30.70°)及腳尖離地期間(0°~34.60°)之動作模擬。接著，透過Cosmos Works有限元素分析模組評估仿人踝關節機構在執行背屈、蹠屈與腳尖離地期間所承受之最大應力。最後，本研究也進行雛型元件製作與組裝。本研究第二部分則係仿人踝關節協同控制軟硬體系統設計與開發。首先，本研究使用Solidworks工程繪圖軟體進行踝關節角度量測機構設計(含旋轉式可變電阻、旋鈕、踝關節角度量測支架等元件)，並完成踝關節角度量測裝置製作及組裝。接著，本研究也參考文獻資料，將四個薄膜壓力感測元件分別黏貼於雙腳之蹠骨頭及腳跟位置，以完成腳底壓力感測裝置，作為判定受測者行走時步態週期之用。另外，本研究協同控制系統硬體主要係整合市售繼電器、伺服馬達控制器等元件於控制箱內進行組裝，並由主控制單元(市售個人電腦)以程式驅動伺服馬達。其次，本研究協同控制系統軟體程式則係使用Labview工具軟體進行踝關節角度及腳底壓力回饋、伺服馬達控制及協同控制人機介面模組等程式設計。最後，本研究也進行前述各項協同控制軟、硬體系統整合及功能測試；功能測試項目包括踝關節角度量測裝置信、效度及腳底壓力感測裝置之步態週期判斷等兩項。第三部分為仿人踝關節回饋控制系統信、效度及功能驗證(含踝關節協同控制及腳尖離地期間推進力實驗)。首先，本研究將仿人踝關節機構固定於測試架上，利用數位電子角度水平儀進行背屈及蹠屈動作之角位移校正，實驗結果顯示信效度分別為1.0及0.994。至於踝關節協同控制實驗係徵召一位男性正常受測者，於左側踝關節上穿戴本研究所開發之踝關節角度量測裝置，並於兩腳腳底穿戴腳底壓力感測裝置於跑步機行走，實驗過程記錄左側踝關節活動角度及腳底壓力以判定步態週期，同時對於固設在測試架上之仿人踝關節則由主控制單元控制，實驗數據係比較正常人左側踝關節與仿人踝關節機構在站立期背屈、蹠屈活動角度與時間的對應關係。實驗結果顯示兩者活動角度之平均延遲時間為0.0812±0.0011秒、活動角度之平均誤差為0.0251±0.0019°(誤差百分比為2.619%)。最後，本研究也利用MTS拉伸試驗機進行腳尖離地期間推進力測試。實驗結果顯示彈簧儲存能量所做的功為0.83Nm。
本研究所完成之「仿人踝關節機構回饋控制系統」，能透過協同控制法則達到雙腳踝關節角度協同控制及模仿人體行走時踝關節產生推進力之效果，未來可應用於膝下截肢患者步態行走時改善病患步態異常、能量消耗以及本體感覺缺失之問題。

Below knee amputation patients lost their leg dorsiflexion and plantar flexion functions because of their major muscles (e.g. the tibialis anterior muscle, gastrocnemius muscle, soleus muscle, etc.) and lower leg bones (tibia and fibula) had been amputated. These patients can’t have dorsiflexion, plantar flexion and driving force actions automatically while wearing traditional prostheses and walking. Hence, patients with below knee amputation need more energy consumption for walking because they have to swin their remaining limb instead of push off motion. Below knee amputees pace is unstable because prostheses can’t connect with socket. Because of the unconnection, patients joint attriting excessively. For some patients, they might need second surgery to replace their joint. More often, below knee amputees forfeit sense receptor after the surgery of part amputating physiological structure, they can’t feel to feedback while foot touching the ground with the traditional prostheses. In this condition, they can’t count the distance of the pace. If they use vision to replace the sense of walking feedback, they might easily get another injury from falling down. Thus, this study is focusing on developing a system of verification of foot pressure and joint angle feedback bionic ankle prosthesis for below knee amputation patients who wear traditional below knee prosthetic and the patients who have problems of disarraying walk, consuming energy and losing sense receptor.
The study is including three parts. The first part is framing the process of bionic ankle prosthesis. The second part is design cooperative control system for hardware and software. The third part is testing the feedback control system of reliability and validity with functional reification. However, the third part of research setuped bionic ankle prosthesis on testing shelf, to adjust angular displacement of dorsiflexion and plantar flexion posture by using digital electric ankle gradient. The experimental results showed that the reliability and validity were 1.0 and 0.994 respectively. By the way, the ankle coordinated control experiment recruited a normal male subject wearing developed joint ankle measure device on left ankle and pressure sensor device on the sole of both feet, walking on the treadmill. In the experimental process, recording the ankle of the left ankle joint and the sole of foot pressure to determine gait cycle. Moreover, using main control unit to control bionic ankle prosthesis that setup on testing shelf. The goal of experimental data was tried to compare normal left ankle joint and bionic ankle prosthesis which dorsiflexion and plantar flexion and ankle corresponding to time domain in stand phase. The experimental results showed that the average delay time for both ankle joint activities angle of 0.081±0.001 seconds and the average error of 0.025±0.002° (the percentage error of 2.619%). Finally, this study also use MTS tensile testing machine and toes off the ground during propulsion test. The experimental results show that the work done by the spring to store energy for 0.83Nm.
This study has been completed bionic ankle mechanism feedback control systems, cooperative control law to achieve the dual ankle joint angles collaborative control and imitate human walking, the ankle joint effect of the propulsion, the future can be applied to improve patient when below-knee amputee gait abnormal gait, energy consumption and the lack of proprioception.

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長庚大學博碩士論文著作授權書 iii
中文摘要 v
英文摘要 viii
目錄 x
圖目錄 xiii
表目錄 xvi
第一章 前言 1
1.1研究背景 1
1.2研究動機 2
1.3研究目的 4
1.4論文架構 5
第二章 文獻回顧 6
2.1傳統膝下義足發展相關文獻 6
2.2動力輔助膝下義足機構設計相關文獻 8
2.3義肢回饋控制相關文獻 9
2.3.1腳底壓力訊號回饋控制 9
2.3.2義肢關節角度訊號回饋控制 11
2.4義肢協同控制相關文獻 13
2.5文獻總結 14
第三章 仿人踝關節機構設計與雛型製作 15
3.1人體計量調查及工程規範訂定 15
3.2創意概念設計 17
3.3仿人踝關節機構細部設計 18
3.3.1仿人踝關節足部機構設計 19
3.3.2彈簧缸機構設計 20
3.3.3傳動機構設計 22
3.4仿人踝關節機構動作模擬分析 28
3.5仿人踝關節結構力學分析 31
3.6仿人踝關節機構雛型製作與組裝 34
第四章 仿人踝關節協同控制軟硬體系統設計與開發 36
4.1協同控制系統設計 36
4.2踝關節角度量測裝置設計與製作 38
4.3腳底壓力感測裝置製作 40
4.4馬達控制模組硬體設計與組裝 42
4.5協同控制軟體模組開發 46
4.5.1踝關節角度及腳底壓力回饋控制模組設計與開發 46
4.5.2伺服馬達控制模組設計與開發 47
4.5.3協同控制模組設計與開發 48
4.6仿人踝關節軟硬體整合與功能測試 49
4.6.1仿人踝關節硬體整合 49
4.6.2踝關節角度量測裝置功能測試 50
4.6.3踝關節角度及腳底壓力回饋資料庫建置 55
第五章 仿人踝關節回饋控制系統信效度及應用驗證 59
5.1仿人踝關節回饋控制信效度驗證 59
5.2仿人踝關節回饋控制應用驗證 61
5.2.1踝關節協同控制實驗 61
5.2.2蹠跗關節推進力能量補償實驗 63
第六章 結果與討論 66
6.1仿人踝關節機構設計結果與討論 66
6.2踝關節協控制實驗結果與討論 69
6.3蹠跗關節推進力能量補償實驗結果與討論 74
第七章 結論與未來方向 75
參考文獻 77
附錄 80

圖目錄
圖1 膝下義肢結構元件 2
圖2 膝下截肢患者腿部骨骼及肌群 3
圖3 人體正常踝關節動作 4
圖4 無關節義足[10] 6
圖5 德國OTTOBOCK公司之單軸義足[10] 7
圖6 英國產品BLATCHFORD•ENDOLITE之多軸義足[10] 7
圖7 美國飛毛腿（FLEX-FOOT）之能量儲存義足[10] 8
圖8 動力輔助膝下義肢結構設計圖[11] 8
圖9 動力輔助膝下義肢機構暨系統架構圖[12] 9
圖10 感覺回饋控制系統及介面圖示[13] 10
圖11 步態感覺回饋及肌電刺激系統[14] 11
圖12 膝上義肢之肌電訊號回饋控制系統架構圖[15] 11
圖13 基於肌電波之視覺回饋義肢控制系統架構圖[16] 12
圖14 本體感覺補償暨協同步態控制系統架構[17] 13
圖15 人體踝關節結構各部位尺寸[18] 15
圖16 人體踝關節動作角度活動範圍 16
圖17 仿人踝關節創意概念設計 17
圖18 仿人踝關節細部結構 18
圖19 仿人踝關節足部機構 19
圖20 彈簧缸機構 20
圖21 仿人踝關節彈簧規格訂定 21
圖22 仿人踝關節傳動機構 23
圖23 滾珠導螺桿元件初始行程 24
圖24 滾珠導螺桿元件背屈最大行程 24
圖25 滾珠導螺桿元件蹠屈最大行程 25
圖 26 仿人踝關節機構動作模擬分析 28
圖27 仿人踝關節角度幾何圖形 30
圖28 滑塊軸承固定座之負載及拘束位置 32
圖29 滑塊軸承固定座之最大位移量 32
圖30 滑塊軸承固定座之最大應力 32
圖31 中固定板元件之負載及拘束位置 33
圖32 中固定板元件之最大位移量 33
圖33 中固定板元件之最大應力 34
圖34 仿人踝關節靜態干涉分析 34
圖35 仿人踝關節機構係步元件爆炸圖 35
圖36 仿人踝關節實體組裝 35
圖37 協同控制系統設計 37
圖38 踝關節角度量測裝置 38
圖39 踝關節角度量測裝置靜態干涉分析 39
圖40 踝關節角度量測裝置實體組裝 39
圖41 薄膜式壓力感測元件 40
圖42 薄膜式壓力感測元件特性 41
圖43 腳底壓力感測裝置之薄膜式壓力元件實體位置 41
圖44 馬達控制模組硬體 42
圖45 馬達控制模組配線 44
圖46 端子板配線 45
圖47 踝關節角度及腳底壓力回饋控制模組 46
圖48 伺服馬達控制模組 47
圖49 協同控制模組 48
圖50 仿人踝關節硬體整合之RS232接頭名稱 49
圖51 分壓電路硬體 49
圖52 旋轉式可變電阻及訊號擷取卡腳位連接位置 51
圖53 旋轉式可變電阻校正人機介面 52
圖54 旋轉式可變電阻實體測試 52
圖55 旋轉式可變電阻角度與平均電壓值關係圖 53
圖56 Zebris超音波感測元件及踝關節角度量測固定裝置 54
圖57 踝關節角度量測裝置及Zebris超音波三維動作分析儀角度關係 54
圖58 踝關節角度量測及腳底壓力感測與分壓電路硬體穿戴位置 56
圖59 左腳踝關節角度與時間關係 57
圖60 左、右腳步態週期判斷 58
圖61 仿人踝關節機構及電子水平儀固定位置 59
圖62 仿人踝關節機構角度信效度驗證流程 60
圖63 仿人踝關節機構角度效度驗證 60
圖64 拉伸試驗機圓形夾具施壓位置 64
圖65 拉伸試驗機力量對位移關係 64
圖66 仿人踝關節機構產生推進力之幾何圖形 65
圖67 人體踝關節機構與仿人踝關節機構尺寸及關節角度活動範圍 67
圖68 健側及仿人踝關節機構於站立期間之踝關節角度與時間關係 71
圖69 彈簧力量對位移關係 74
表目錄
表1 仿人踝關節機構工程規範 16
表2 伺服馬達最大扭力計算參數名稱 27
表3 RS232與訊號擷取卡腳位連接位置 50
表4 背屈及蹠屈踝關節角度最大誤差百分比 55
表5 左腳踝關節角度及時間值 57
表6 仿人踝關節義肢機構尺寸及關節角度活動範圍誤差百分比 68
表7 跑步機1.0km/hr速度之獨立樣本T檢定 71
表8 跑步機1.4km/hr速度之獨立樣本T檢定 72
表9 跑步機1.8km/hr速度之獨立樣本T檢定 72
表10 跑步機2.2km/hr速度之獨立樣本T檢定 73
表11 跑步機2.6km/hr速度之獨立樣本T檢定 73

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[19] 人體工程學公式，網路資料，網址http://wenku.baidu.com/view/9b3ec1414791711cc791735.html
[20] D.J.J. Bregman, et al., "Spring-like Ankle Foot Orthoses reduce the energy cost of walking by taking over ankle work", Gait & Posture, vol. 35, pp. 148-153, January 2012.
[21] 華特金士著，《肌肉骨骼系統解剖學》，張俊詳譯，臺北市，2006。
[22] 步態分析，網路資料，網址
http://wen ku.baidu.com/view/ b50aaa4e852458fb770 b56db.html
[23] Pei-Chun Kao, et al., "Joint kinetic response during unexpectedly reduced plantar flexor torque provided by a robotic ankle exoskeleton during walking", Journal of Biomechanics, vol. 43, pp. 1401–1407, 2010.
[24] 林居正， 廖文炫，詹美華，〈可攜式鞋墊足底壓力測量PAROTEC 系統：健康成年人的足底壓力分佈〉，《中華民國物理治療雜誌》，第3 期，頁183-191， 88 年。
[25] Pataky, Z., et al., "A new ambulatory foot pressure device for patients with sensory impairment. A system for continuous measurement of plantar pressure and a feedback alarm", Journal of Biomechanics, vol. 33, pp. 1135~1138, 2000.