一種新型髖離斷外動(dòng)力假肢的設(shè)計(jì)方法*

羅勝利，喻洪流，△，孟巧玲，倪偉，李新偉

(1.上海理工大學(xué)康復(fù)工程與技術(shù)研究所，上海 200093；2.上?？祻?fù)器械工程技術(shù)研究中心，上海 200093；3.民政部神經(jīng)功能信息與康復(fù)工程重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海 200093)

1 引 言

髖關(guān)節(jié)部位截肢常因惡性腫瘤、無法治療性貧血以及爆發(fā)性感染疾病造成，占全部截肢人數(shù)的2.2%，死亡率超過50%[1-2]。此外，交通事故、中風(fēng)以及低概率發(fā)生的戰(zhàn)爭等情況也可能會(huì)導(dǎo)致髖關(guān)節(jié)部位截肢[3]。

研究發(fā)現(xiàn)，佩戴髖離斷假肢的患者在平衡力及體力足夠時(shí)，仍需消耗正常人行走所需能量的兩倍[4-5]。此外，大部分髖部截肢(見圖1)患者在使用髖離斷假肢過程中無法控制其站立相和擺動(dòng)相的穩(wěn)定，嚴(yán)重影響患者的生活質(zhì)量。因此，大多數(shù)患者常使用輪椅、拐杖等助行器以代替髖離斷假肢[6-8]，而該方式存在壓瘡風(fēng)險(xiǎn)，也極易對患者心理造成傷害。

圖1 失去髖關(guān)節(jié)部分功能的情況Fig.1 Loss of partial function of the hip joint

研究發(fā)現(xiàn)，使用髖離斷假肢患者的平均步行速度在0.83～1.31 m/s，步長在0.65～0.96 m，均明顯小于正常值[9]，而髖離斷假肢的旋轉(zhuǎn)中心與健側(cè)旋轉(zhuǎn)中心不重合是造成該問題的主要因素。

奧托博克公司研發(fā)的髖離斷假肢系列產(chǎn)品按轉(zhuǎn)動(dòng)方式分為單軸轉(zhuǎn)動(dòng)和多中心軸轉(zhuǎn)動(dòng)兩種。見圖2，以7E7為代表的單軸轉(zhuǎn)動(dòng)型假肢，其旋轉(zhuǎn)中心位于支撐板底部，使用過程中需要使用者通過提胯甩腿的方式將假肢甩出。在步態(tài)周期中，該方式會(huì)引起髖關(guān)節(jié)角度變化，在承重反應(yīng)期與邁步相中期發(fā)生突變，造成步態(tài)不對稱。 以Helix為代表的多中心軸轉(zhuǎn)動(dòng)型假肢，其旋轉(zhuǎn)中心位于支撐板傾面，工作方式同樣依賴慣性，其角度變化峰值特征仍然與正常人吻合度不高[8，10]。

圖2 傳統(tǒng)單軸及多軸髖離斷假肢結(jié)構(gòu)

本研究通過設(shè)計(jì)一種雙平行四邊形機(jī)構(gòu)，將髖離斷假肢的旋轉(zhuǎn)中心定位在殘肢髖臼，并依靠電機(jī)提供屈髖過程中的動(dòng)力補(bǔ)償，提高假肢與健肢旋轉(zhuǎn)中心的重合度，從而緩解傳統(tǒng)髖離斷假肢使用者的步態(tài)不對稱問題。

2 髖關(guān)節(jié)假肢步態(tài)對稱性及穩(wěn)定性分析

完整步態(tài)中，正常人的步態(tài)平衡主要基于腿部結(jié)構(gòu)的抗外力干擾機(jī)制，支撐期重心集中在單條腿。此外，正常人的步態(tài)具有近似對稱性[11-12]，而目前髖離斷假肢普遍存在步態(tài)不對稱的問題，限制了髖離斷假肢的應(yīng)用。傳統(tǒng)髖離斷假肢中多中心軸旋轉(zhuǎn)結(jié)構(gòu)通常固定在支撐板傾面，單軸旋轉(zhuǎn)結(jié)構(gòu)通常設(shè)置在支撐板底部，見圖3。多中心軸旋轉(zhuǎn)結(jié)構(gòu)近似模擬了人體髖關(guān)節(jié)股骨與髖骨之間球窩副連接方式，彌補(bǔ)了髖關(guān)節(jié)在行走過程中旋轉(zhuǎn)及左右擺動(dòng)自由度，將髖關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)保持在一條直線上。因此，使用者的體驗(yàn)感優(yōu)于單軸旋轉(zhuǎn)的髖離斷假肢，但假肢的使用方式依然是通過提胯動(dòng)作用力將假肢甩出。

圖3 傳統(tǒng)髖離斷假肢的工作方式 (a).多中心軸轉(zhuǎn)動(dòng);(b).單軸轉(zhuǎn)動(dòng)Fig.3 The working method of traditional hip broken prosthesis (a).multi-axis rotation;(b).single-axis rotation

2.1 矢狀面內(nèi)步態(tài)對稱性分析

一般情況，正常人的步態(tài)具有近似對稱性，即a≈a1，見圖4。圖中未標(biāo)記陰影部分桿件表示正常人腿，標(biāo)有陰影桿件為傳統(tǒng)單軸假肢，確保在站立位置患者健側(cè)與假肢均接觸地面，邁步方向見圖4。對于佩戴傳統(tǒng)髖離斷假肢的患者來說，可以得到：

圖4 步態(tài)不對稱模型Fig.4 Asymmetric gait model

(1)

b1=l1sinα1+l2sinα2+l3sinα3+l4sinα4-Δx

(2)

Δx=Δlsinβ

(3)

使用傳統(tǒng)髖離斷假肢的患者在行走過程中步幅之間的尺寸差異可以表示為：

Δb=b-b1

(4)

式中，l2與l4均表示小腿長度，即l2=l4。根據(jù)步態(tài)具有近似對稱性，可以得到α2≈θ4，α4≈θ2。由式(1)、式(2)、式(3)可以推出，隨著β的增大，跨步長b增大，相反的跨步長b1減小，最終導(dǎo)致患者在行走過程中步幅之間的尺寸差異Δb增大，從而影響髖離斷假肢使用者的步態(tài)對稱。

2.2 站立期穩(wěn)定性分析

通過動(dòng)態(tài)分析可知，β大小是影響步態(tài)不對稱的關(guān)鍵，以單軸旋轉(zhuǎn)的髖離斷假肢為例，如果無限制地減小β，使β=0，見圖5。圖5(a)為普通單軸旋轉(zhuǎn)髖離斷假肢中點(diǎn)支撐期結(jié)構(gòu)示意，圖5(b)為理想狀態(tài)下β=0時(shí)，普通單軸旋轉(zhuǎn)髖離斷假肢中點(diǎn)支撐期結(jié)構(gòu)示意。

圖5 不同狀態(tài)下的穩(wěn)定性分析 (a).β≠0 ;(b).β=0Fig.5 Stability analysis under different conditions

髖離斷假肢一般通過支撐底板與殘端接受腔連接，人體部分重力通過殘端接受腔作用于支撐板。在髖離斷假肢處于中點(diǎn)支撐期時(shí)，上身動(dòng)作或姿態(tài)會(huì)導(dǎo)致人體重心的偏移，支撐底板的受力分析描述相對于單點(diǎn)受力，均勻載荷模型更為合適?，F(xiàn)將支撐底板分為兩個(gè)受載區(qū)域，底部水平面承受較大的均勻載荷q1，傾面受較小的均勻載荷q2，當(dāng)人體上身發(fā)生前傾或后仰動(dòng)作時(shí)，支撐底板的載荷分布發(fā)生變化可相應(yīng)地增大q2或q1。結(jié)合現(xiàn)有髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)特點(diǎn)，現(xiàn)有髖離斷假肢關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)設(shè)有一定范圍，圖5狀態(tài)下假肢部分與支撐底板的相對轉(zhuǎn)動(dòng)方向同標(biāo)示方向。

圖5(a)所示的力學(xué)分析:

FA1=q1(a+htanβ1)+q1(b-htanβ1)+q2c

(5)

(6)

圖5(b)所示的力學(xué)分析：

FA2=q1a+q1b+q2c

(7)

(8)

綜上，F(xiàn)A1=FA2，即表示在兩種不同結(jié)構(gòu)上施加等大的作用力，且當(dāng)MA>0時(shí)，假肢處于穩(wěn)定狀態(tài)；MA<0時(shí)，假肢結(jié)構(gòu)不穩(wěn)定，支撐底板有前傾的危險(xiǎn)。

MA1-MA2=q1htanβ1(a+b)+q2chtanβ1

(9)

其中β1>0，故MA1-MA2>0，且隨著β1角度的增大而增大，相比較于圖5(b)所示結(jié)構(gòu)，圖5(a)所示結(jié)構(gòu)能夠承受更大的前傾力，站立位能夠提供更穩(wěn)定的支撐。綜上所述，矢狀面內(nèi)β角的存在是造成步態(tài)不對稱的關(guān)鍵，但β角的存在又對患者站立位起到一定的穩(wěn)定作用。

3 擬合人體股骨旋轉(zhuǎn)中心的髖關(guān)節(jié)假肢機(jī)構(gòu)設(shè)計(jì)

遠(yuǎn)程運(yùn)動(dòng)中心(remote center of motion，RCM)機(jī)構(gòu)[13-14]是指在機(jī)構(gòu)遠(yuǎn)端提供一個(gè)虛擬的旋轉(zhuǎn)中心，機(jī)構(gòu)可以繞該虛擬的旋轉(zhuǎn)中心自由旋轉(zhuǎn)，見圖6。

圖6 遠(yuǎn)程運(yùn)動(dòng)中心機(jī)構(gòu)原理圖Fig.6 Mechanism diagram of the remote motion center

由圖6可知，遠(yuǎn)程運(yùn)動(dòng)中心機(jī)構(gòu)由雙平行四邊形平面耦合形成，A點(diǎn)、B點(diǎn)為固定鉸鏈，l表示末端執(zhí)行器安放位置，P點(diǎn)繞O點(diǎn)做圓周運(yùn)動(dòng)且運(yùn)動(dòng)軌跡在圖中已通過點(diǎn)劃線標(biāo)出。

造成現(xiàn)有佩戴髖離斷假肢患者步態(tài)不對稱的原因主要是因?yàn)榧僦珎?cè)旋轉(zhuǎn)中心與健側(cè)股骨旋轉(zhuǎn)中心在矢狀面內(nèi)高度不重合。遠(yuǎn)程運(yùn)動(dòng)中心機(jī)構(gòu)可以使末端執(zhí)行器繞空間內(nèi)某個(gè)固定點(diǎn)做旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)，其運(yùn)動(dòng)特征與人在正常行走過程中股骨運(yùn)動(dòng)特征相符，且遠(yuǎn)程運(yùn)動(dòng)中心機(jī)構(gòu)用于髖離斷假肢可以將虛擬的旋轉(zhuǎn)中心定位到髖離斷患者殘端髖臼位置，見圖7。

圖7 新型髖離斷外動(dòng)力假肢模型Fig.7 A new type of power hip disarticulation prosthesis model

選定站姿為初始姿態(tài)，曲腿方向?yàn)檎蜣D(zhuǎn)動(dòng)，整個(gè)髖離斷假肢可以實(shí)現(xiàn)-15°～90°的自由旋轉(zhuǎn)。其中正常步態(tài)周期內(nèi)假肢擺動(dòng)角度范圍-10°～55°，坐姿假肢髖關(guān)節(jié)角度最大值達(dá)到90°。假肢底座設(shè)有一定厚度，且部分包容假肢主體與之滑動(dòng)接觸，當(dāng)使用者站立時(shí)，部分人體重力可直接作用于假肢主體，有助于提高假肢的最大承重能力。

4 運(yùn)動(dòng)學(xué)分析

見圖8，若定義C點(diǎn)為坐標(biāo)原點(diǎn)(0，0)，旋轉(zhuǎn)中心O點(diǎn)可表示為(-bcosβ,-bsinβ)，C點(diǎn)到D點(diǎn)的距離由c表示，α為FG偏離初始位置夾角，規(guī)定順時(shí)針方向?yàn)檎?，逆時(shí)針方向?yàn)樨?fù)，則末端F點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)軌跡可表示為：

圖8 遠(yuǎn)端定心結(jié)構(gòu)示意圖Fig.8 Structure diagram of distal centering

(10)

其中，當(dāng)α=π/2時(shí)，對應(yīng)人體坐姿。

髖離斷外動(dòng)力假肢的運(yùn)動(dòng)學(xué)模型見圖9，旋轉(zhuǎn)中心O點(diǎn)到膝關(guān)節(jié)K點(diǎn)的距離,近似模擬了患者健側(cè)股骨的實(shí)際尺寸，DF的長度以及初始位置DF與水平面的夾角β決定了旋轉(zhuǎn)中心O點(diǎn)的位置，可以通過調(diào)節(jié)DF的長度與β的大小來控制旋轉(zhuǎn)中心O的位置，使得旋轉(zhuǎn)中心在殘肢髖臼中。電機(jī)M順時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)，模擬屈髖過程，電機(jī)M逆時(shí)針轉(zhuǎn)動(dòng)，模擬伸髖過程，整個(gè)運(yùn)動(dòng)過程旋轉(zhuǎn)中心保持不變，且位于殘肢髖臼中。

假肢中髖關(guān)節(jié)角度變量μ與遠(yuǎn)端中心機(jī)構(gòu)中FG與GN夾角θ的關(guān)系為：

θ=90°+μ-β

(11)

電機(jī)轉(zhuǎn)速ω與θ變化量Δθ之間的關(guān)系可表述為：

(12)

由圖8可知，合理的桿長設(shè)計(jì)可使FG(模擬大腿)相對于骨盆的虛擬轉(zhuǎn)動(dòng)中心始終在髖臼中心，提高了假肢旋轉(zhuǎn)中心與健側(cè)股骨旋轉(zhuǎn)中心的重合度；圖9解釋了外動(dòng)力假肢的驅(qū)動(dòng)原理，為實(shí)驗(yàn)樣機(jī)的制作提供了理論依據(jù)。

圖9 新型髖離斷外動(dòng)力假肢運(yùn)動(dòng)學(xué)模型

5 實(shí)驗(yàn)

受試者(男，身高175 cm，體重60 Kg，左側(cè)髖關(guān)節(jié)部位截肢)穿戴傳統(tǒng)假肢在跑步機(jī)上以1 m/s的速度行進(jìn)，通過固定在受試者肢體及假肢上的角度傳感器采集步態(tài)數(shù)據(jù)，見圖10(a)。將采集到的健側(cè)髖關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)輸入新型髖離斷外動(dòng)力假肢中，搭建測試平臺(tái)，機(jī)械臂末端模擬受試者骨盆運(yùn)動(dòng)軌跡，跑步機(jī)速度設(shè)置為1 m/s，通過固定在假肢上的角度傳感器采集步態(tài)中假肢髖關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)，見圖10(b)。

圖10 步態(tài)測試實(shí)驗(yàn)平臺(tái)(a).受試者佩戴傳統(tǒng)假肢步態(tài)采集;(b).新型髖離斷外動(dòng)力假肢步態(tài)測試平臺(tái)Fig.10 Gait test experimental platform(a).the subject wears traditional prosthesis for gait acquisition;(b).a new hip disarticulation external power prosthetic gait test platform

骨盆左右方向運(yùn)動(dòng)軌跡數(shù)學(xué)模型[15]：

(13)

骨盆上下方向運(yùn)動(dòng)軌跡數(shù)學(xué)模型：

(14)

式中，v表示步行速度(m/s)，h表示身高(m)，k=0，1，2…。

圖11(a)為采集到的受試者健側(cè)與假肢側(cè)髖關(guān)節(jié)角度變化，由圖中髖關(guān)節(jié)角度變化趨勢可知，受試者步態(tài)存在明顯的不對稱，且假肢側(cè)的髖關(guān)節(jié)角度變化明顯小于健側(cè)髖關(guān)節(jié)角度變化。圖11(b)為一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)受試者健側(cè)、傳統(tǒng)假肢及新型假肢髖關(guān)節(jié)角度變化對比，在一個(gè)完整步態(tài)周期內(nèi)，新型外動(dòng)力假肢的髖關(guān)節(jié)角度變化整體上更接近受試者健側(cè)髖關(guān)節(jié)角度變化規(guī)律。

圖11 髖關(guān)節(jié)角度數(shù)據(jù)采集結(jié)果 (a).受試者佩戴傳統(tǒng)假肢的髖關(guān)節(jié)角度信息;(b).一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)新型假肢、傳統(tǒng)假肢以及健側(cè)髖關(guān)節(jié)變化比較;(c).1 m/s步速下新型假肢髖關(guān)節(jié)角度信息Fig.11 Results of hip joint angle data collection

6 結(jié)論

本研究通過建立幾何模型，分析出假肢髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸心與人體健側(cè)旋轉(zhuǎn)軸心不重合是佩戴傳統(tǒng)髖離斷假肢患者步態(tài)不對稱的原因，使用雙平行四邊形機(jī)構(gòu)完成了新型髖離斷外動(dòng)力假肢的制作，成功地將髖離斷假肢的旋轉(zhuǎn)軸心近似定位到患者殘肢端的髖臼位置，以提高佩戴新型髖離斷假肢患者兩側(cè)髖關(guān)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸心的重合度，從而改善髖離斷假肢使用者步態(tài)不對稱的問題。增加電機(jī)是為了實(shí)現(xiàn)對患者行走過程中的屈髖助力，以幫助解決假肢使用者體力消耗增加的問題，具體將通過患者健肢側(cè)肌電信號(hào)來控制假肢的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)，這是本研究后續(xù)的研究重點(diǎn)，也是實(shí)現(xiàn)智能假肢控制的重要方向。