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。

Cerebrovascular disease, commonly known as stroke, has been ranked the third of the leading cause of death in recent year in Taiwan, and the stroke patients often cause unilateral paralysis of upper limb or lower limb muscle, commonly known as hemiplegia. Stroke patients, who are hemiplegic, often have reduction in thigh muscle strength and asymmetry in gait pattern. These abnormalities will affect patients’ activities of daily living, even prone to fall. However, the goals of this study were to integrate a commercial treadmill device and body weight support system, to develop the exoskeleton mechanism with magneto-rheological fluid damper, and to develop the rehabilitation training software. Moreover, the hardware and software parts were integrated as one system and further applied to verification experiments for functional assessments of this system.
There are three parts in this study. The first part was to develop the system’s hardware. Solidworks was used to design the magneto-rheological fluid damper, exoskeleton mechanism and its supported equipment. Besides, the kinematic simulation module of Solidworks software was use to simulate the kinematics of exoskeleton mechanism. The result of simulation showed that the linear displacement of magneto-rheological fluid damper was 69.61 mm while knee angle of exoskeleton mechanism was 63°. In addition, material testing system (MTS) was used to evaluate the correlation between input electric currents and output resistances of magneto-rheological fluid dampers, which were installed on exoskeleton mechanism. However, the result of the intraclass correlation coefficient (ICC) was close to 1.0.
In the second part, LabVIEW programming language was utilized to develop software modules of this system. These software modules were combined with data acquisition card (NI USB-6009) to control resistance of magneto-rheological fluid damper, velocity and slope of the commercial treadmill, and to acquire the hip and knee angle from changes of exoskeleton mechanism. Besides, the resistance-type rehabilitation training software with visual feedback was also developed in this study. In addition, Zebris system was used to evaluate the correlation between angles of in-house made angle sensor unit and Zebris system. The result of the ICC was close to 1.0.
The third part of this study was to evaluate the system functions by experiments with unilateral knee load-bearing, to verify the gait symmetrical training effects with visual feedback on treadmill, and to assess the promotion of tight muscles’ (vastus lateralis, rectus femoris and vastus medialis) strength after gait training on treadmill. A total of fourteen healthy subjects (age: 24.2±1.10 years; height: 169.9±6.29 cm; weight: 69.2±3.90 kg) with no known neurological injuries or gait disorders were randomly distributed into the control group and the experimental group, who participated in experiments of unilateral knee load-bearing and gait symmetrical training with visual feedback on treadmill. The results of unilateral knee load-bearing experiments showed that there was significant difference with the different index of knee flexion maximum angle between unloading and loading leg (p < 0.05). Besides, seven healthy subjects (age: 24.0±1.73 years; height: 169.8±5.21 cm; weight: 68.1±6.43 kg) with no known neurological injuries or gait disorders participated in the evaluating experiments of tight muscles strength after gait training on treadmill. The results of the evaluating experiments showed that the pre-test F/S ratios were all greater than post-test F/S ratios, and strength of patients’ vastus lateralis, rectus femoris and vastus medialis muscles had an incremental tendency after gait training in five days.
In this study, the "Exoskeleton Magneto-rheological Damper Controlled Lower Limb Ambulatory Rehabilitation System" has been developed. Besides, the resistance-type rehabilitation training software with visual feedback was also developed, and the experiment of lower limb training for gait symmetry adaption with visual feedback was designed. The results of experiments showed that this system can reduce different index with unloading and loading knee flexion maximum angle of the subjects to improve the symmetry of gait pattern for stroke patients. In addition, the results of the evaluating experiments of tight muscle strength after gait training on treadmill showed that this system could be useful to improve the patients' thigh muscle strength.

指導教授推薦書
口試委員會審定書
長庚大學授權書 iii
致 謝 iv
中文摘要 v
Abstract x
目 錄 xiii
圖 目 錄 xvi
表 目 錄 xx
第一章 緒論 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 4
第二章 文獻回顧 5
2.1 下肢運動功能障礙相關文獻 5
2.1.1 下肢肌力不足 5
2.1.2 步態對稱性 6
2.2 磁流變液阻尼器相關文獻 8
2.2.1 材料特性 8
2.2.2 機構形式 9
2.3 下肢步行復健系統市售產品 11
2.3.1 市售產品 11
2.3.2 國內外研究實驗單位所研發之系統 15
2.4 下肢步行復健系統相關專利 19
2.4.1 自動化跑步機治療設備與方法(I) 19
2.4.2 自動化跑步機治療設備與方法(II) 20
2.4.3 雙側體重支撐系統 21
2.5 文獻總結 23
第三章 下肢步行復健系統硬體機構設計、分析與雛形製作 24
3.1 硬體機構設計架構 24
3.2 系統硬體與機構設計 24
3.2.1 外骨骼機構及其支撐裝置與關節角度感測單元裝具 24
3.2.2 磁流變液線性阻尼器與控制單元 27
3.3 機構運動模擬分析 31
3.4 系統硬體雛形製作與組裝 32
3.4.1 系統機構硬體加工製作 32
3.4.2 系統感測與控制元件加工製作及功能測試 34
第四章 視覺回饋下肢步行復健訓練系統軟體開發與測試 42
4.1 系統控制與感測模組開發 42
4.1.1 磁流變液阻尼器阻力控制程式組開發 42
4.1.2 體重支撐裝置承重控制程式組開發 45
4.1.3 關節角度感測程式組開發 46
4.2 人機介面模組開發 47
4.2.1 個人資料輸入程式組開發 48
4.2.2 系統參數設定程式組開發 48
4.2.3 訓練過程顯示程式組開發 51
4.2.4 手動緊急操控程式組開發 52
4.3 視覺回饋阻力式下肢復健訓練軟體模組開發 53
4.4 系統軟體整合 54
第五章 系統軟硬體整合與應用驗證 58
5.1 系統軟硬體整合 58
5.2 系統應用驗證實驗設計與執行 61
5.2.1 單側膝關節負載承重步行實驗 61
5.2.2 視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗 64
5.2.3 步態訓練前後大腿肌肉力量評估實驗 67
第六章 實驗結果與討論 72
6.1 單側膝關節負載承重步行實驗 72
6.2 視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗 75
6.3 步態訓練前後大腿肌肉力量評估實驗 77
第七章 結論與未來研究方向 82
7.1 結論 82
7.2 未來研究方向 82
參考文獻 83
附錄一 外骨骼機構零件材料以及材料特性表 88
附錄二 國內研討會論文 89

圖 目 錄
圖1.1、2009年台灣十大死因統計圖 1
圖1.2、腦中風成因 2
圖1.3、出血出血性腦中風 2
圖1.4、臨床常見治療方式 4
圖2.1、步態對稱性 7
圖2.2、單腳步長與雙腳跨步長度 7
圖2.3、磁流變液未受磁狀態 8
圖2.4、磁流變液受磁狀態 8
圖2.5、電磁鐵 9
圖2.6、電流通過線圈產生磁場示意圖(右手定則) 9
圖2.7、線性磁流變液阻尼器 10
圖2.8、線性磁流變液阻尼器 11
圖2.9、LokoBasic產品實體圖 12
圖2.10、Andago產品實體圖 13
圖2.11、Andago動態低慣性懸吊系統 13
圖2.12、Lokomat○RNanos產品實體圖 14
圖2.13、Lokomat○RPro產品實體圖 14
圖2.14、GaitMaster 1 15
圖2.15、GaitMaster 2 16
圖2.16、GaitMaster 5 17
圖2.17、壓力感測器 17
圖2.18、氣動式步態訓練系統 18
圖2.19、骨盆位置中心(θ之旋轉中心) 18
圖2.20、主動式下肢外骨骼機器輔助步態訓練系統 19
圖2.21、自動化跑步機治療設備與方法(I) 20
圖2.22、自動化跑步機治療設備與方法(II) 21
圖2.23、雙側體重支撐系統 22
圖3.1、外骨骼機構設計圖 26
圖3.2、關節角度感測單元裝具設計圖 26
圖3.3、外骨骼機構支撐裝置設計圖 27
圖3.4、磁流變液阻尼器機構設計圖 28
圖3.5、外骨骼機構概念設計整合圖 28
圖3.6、體重支撐裝置控制架構圖 29
圖3.7、重量感測單元解析度算法 30
圖3.8、體重支撐裝置上升/下降控制電路設計圖 30
圖3.9、機構運動模擬分析 31
圖3.10、外骨骼機構實體照片 32
圖3.11、外骨骼機構支撐裝置實體照片 33
圖3.12、磁流變液阻尼器實體照片 33
圖3.13、關節角度感測單元裝具實體圖 34
圖3.14、關節角度感測單元加工製作 35
圖3.15、Zebris 超音波三維空間定位系統 36
圖3.16、系統髖關節角度相關性分析 36
圖3.17、系統膝關節角度相關性分析 36
圖3.18、磁流變液阻尼器阻力控制硬體加工製作 37
圖3.19、體重支撐裝置控制上升/下降電路板 38
圖3.20、資料擷取卡(NI, NI USB-6009) 38
圖3.21、體重支撐裝置承重控制電路實體圖 39
圖3.22、體重支撐裝置承重控制電路整合圖 39
圖3.23、下肢步行復健系統硬體整合 40
圖3.24、系統感測與控制元件硬體整合 41
圖4.1、磁流變液阻尼器阻力控制程式組控制法則 42
圖4.2、磁流變液阻尼器拉伸試驗 44
圖4.3、左腳磁流變液阻尼器相關性分析 44
圖4.4、右腳磁流變液阻尼器相關性分析 45
圖4.5、體重支撐裝置承重控制程式組控制法則 46
圖4.6、荷重元(Load Cell，型號：SLZ3-500KG)校正 46
圖4.7、關節角度感測程式組控制法則架構圖 47
圖4.8、個人資料輸入程式組 48
圖4.9、系統參數設定程式組 49
圖4.10、跑步機控制參數設定 49
圖4.11、阻尼器控制參數設定 50
圖4.12、體重支撐裝置控制參數設定 51
圖4.13、訓練過程顯示程式組 52
圖4.14、手動緊急操控程式組(未打開控制燈) 53
圖4.15、手動緊急操控程式組(打開控制燈) 53
圖4.16、視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組 54
圖4.17、系統軟體整合之個人資料輸入程式組 55
圖4.18、系統軟體整合之系統參數設定程式組 55
圖4.19、系統軟體整合之訓練過程顯示程式組 56
圖4.20、系統軟體整合之手動緊急操控程式組 56
圖4.21、系統軟體整合之視覺回饋阻力式下肢步行復健訓練軟體模組 57

圖5.1、系統軟硬體整合 60
圖5.2、單側膝關節負載承重步行實驗流程圖 62
圖5.3、膝關節角度時域圖與評估指標定義 63
圖5.4、視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗流程圖 65
圖5.5、視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗設計與執行 66
圖5.6、視覺回饋對步態對稱性適應訓練成效實驗數據分析方法 66
圖5.7、無線生理訊號遙測系統(CleveMed, BioRadio 150) 68
圖5.8、步態訓練前後大腿肌肉力量評估實驗流程 69
圖5.9、股外側肌、股直肌與股內側肌運動點 69
圖5.10、受測者右側大腿四頭肌電極貼片位置 70
圖5.11、F/S ratio處理方式 71
圖6.1、左右腳跨步時間差異指標 73
圖6.2、健患側膝關節彎曲最大角度差異指標 73
圖6.3、間隔30秒之健患側膝關節彎曲最大角度差異指標 74
圖6.4、間隔30秒之左右腳跨步時間差異指標 75
圖6.5、左右腳跨步時間差異指標 76
圖6.6、健患側膝關節彎曲最大角度差異指標 76
圖6.7、實驗組與控制組第一天前後測之F/S ratio平均值 77
圖6.8、股外側肌、股直肌與股內側肌之前後測比較 79
圖6.9、股外側肌、股直肌與股內側肌之不同天數比較(前測) 80
圖6.10、股外側肌、股直肌與股內側肌之不同天數比較(後測) 81


表 目 錄
表3.1、外骨骼機構設計規範 25
表5.1、受測者基本資料 61
表5.2、受測者受測條件 62
表5.3、受測者受測條件 64
表5.4、受測者受測條件 67

表6.1、實驗組與控制組平均值與標準差以及p值 72
表6.2、單側膝關節負載承重步行實驗間隔30秒之實驗數據 74
表6.3、實驗組與控制組平均值與標準差 75
表6.4、實驗組與控制組p值表 76
表6.5、第一天前後測F/S ratio之平均值、標準差與p值 77
表6.6、股外側肌、股直肌與股內側肌前後測平均值、標準差與p值 78

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[21] J. M. Hidler, et al., "Alterations in muscle activation patterns during robotic-assisted walking", Clinical Biomechanics, 20,2 , pp. 184-193, 2005.
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