周曲+韋宇煒+何漢武+王俊華+曾科學(xué)

摘要：腦卒中和脊髓損傷是導(dǎo)致下肢運動功能障礙的兩個主要的原因。腦卒中的致殘率一直相對較高，隨之帶來的就是偏癱等后遺癥，而偏癱就是其中最常見的一種。隨著現(xiàn)代康復(fù)醫(yī)療器械的普及和推廣，康復(fù)醫(yī)療師的工作量有明顯下降。文章研究設(shè)計了一種成本低、在理論上有更好的訓(xùn)練效果的針對下肢步態(tài)康復(fù)機器人。

關(guān)鍵詞：康復(fù)機器人；下肢訓(xùn)練；腦卒中；脊髓損傷；康復(fù)醫(yī)療器械 文獻標(biāo)識碼：A

中圖分類號：R496 文章編號：1009-2374（2016）35-0003-02 DOI：10.13535/j.cnki.11-4406/n.2016.35.002

腦卒中和脊髓損傷是導(dǎo)致下肢運動功能障礙的兩個主要原因。腦卒中的致殘率一直相對較高，隨之帶來的就是偏癱等后遺癥，而偏癱就是其中最常見的一種。25年來，我國腦卒中患病率以每年8.7%的速度增加，現(xiàn)在面臨著嚴峻的腦卒中患病發(fā)展形勢。我國社會對于康復(fù)醫(yī)療的需求急劇增加，然而現(xiàn)有的醫(yī)療資源并不能滿足大幅增長的康復(fù)患者需求，康復(fù)專業(yè)人才十分匱乏，人才缺口達10.09萬人。一個康復(fù)醫(yī)療師需同時負責(zé)多個康復(fù)患者的訓(xùn)練，傳統(tǒng)的康復(fù)訓(xùn)練對于他們來說是一個難以承受的負荷。隨著現(xiàn)代康復(fù)醫(yī)療器械的普及和推廣，康復(fù)醫(yī)療師的工作量有明顯下降，但是市場上針對下肢步態(tài)的康復(fù)機器人主要都是由國外廠商生產(chǎn)，成本十分昂貴，而且某些功能實際訓(xùn)練效果并不是特別理想，所以本課題自主研發(fā)了一種成本低、在理論上有更好的訓(xùn)練效果的針對下肢步態(tài)康復(fù)機器人。

1 機器人總體設(shè)計方案

該機器人主要分為機械結(jié)構(gòu)部分和電控制系統(tǒng)部分。機械結(jié)構(gòu)部分是實現(xiàn)運動的主載體，患者必須依托機械結(jié)構(gòu)來實現(xiàn)康復(fù)運動，而電控制系統(tǒng)部分是實現(xiàn)運動的動力。該機器人為站立式，電控制系統(tǒng)部分包括電機控制、減重系統(tǒng)、功能性電刺激系統(tǒng)、表面肌電采集系統(tǒng)及電子硬件部分。電機控制主要實現(xiàn)相關(guān)運動電機的轉(zhuǎn)動，以帶動機械結(jié)構(gòu)執(zhí)行相關(guān)的運動。減重系統(tǒng)幫助患者減少自身負重，以更好地、更輕松地完成康復(fù)訓(xùn)練，并減少機械結(jié)構(gòu)和相關(guān)電子硬件的承重，延長機器人的壽命。在無功能性電刺激系統(tǒng)的訓(xùn)練下，患者完成的是純被動訓(xùn)練，而功能性電刺激系統(tǒng)幫助患者完成半主動的訓(xùn)練，能夠在情況嚴重的患者有所好轉(zhuǎn)時對其進行功能性電刺激輔助訓(xùn)練，更好地調(diào)動其運動機能，有關(guān)實驗表明，如電刺激的半主動訓(xùn)練比純被動訓(xùn)練具有更好的康復(fù)效果。表面肌電采集系統(tǒng)能夠采集到患者運動時的生理電信號，為其運動的生理特性分析提供信息。

2 機械結(jié)構(gòu)部分

本課題的康復(fù)機器人主要作用于腳踝，通過腳踏板運動角度的改變帶動患者的腳踝在x-o-y平面的旋轉(zhuǎn)和平移，進而帶動患者小腿和大腿運動，實現(xiàn)患者整個下肢的步態(tài)訓(xùn)練。

腳踏板的運動是通過曲柄—連桿機構(gòu)加上圓盤轉(zhuǎn)動來實現(xiàn)的。二連桿的一端鉸接在圓盤的非圓心點上，二連桿的另一端連接在腳踏板側(cè)面。通過圓盤的轉(zhuǎn)動，依次帶動二連桿、腳踏板運動來使腳踏板改變x-o-y平面上的位移，從而使固定在腳踏板上的患者的腳跟隨著腳踏板做被動式康復(fù)訓(xùn)練。其中最主要的部分就是利用圓盤的轉(zhuǎn)動，使固定在圓盤上的連桿做一個往復(fù)式的運動，進而能夠達到模擬人步行的效果。腳踏板的一個側(cè)面和連桿通過轉(zhuǎn)動副連接，另外一個側(cè)面通過一個滑動副固定在一個具有一定軌跡的滑槽內(nèi)來固定腳踏板滑動時的軌跡，更好地擬合人步行的軌跡。

3 電控制系統(tǒng)部分

在電控制系統(tǒng)方面，本系統(tǒng)采用了伺服電機、壓力傳感器、光電角度傳感器、光電限位開關(guān)等設(shè)備來完成智能化的功能。

在腳踏板的底部，封裝有兩個壓力傳感器，腳掌和腳跟各一個，來監(jiān)控腳步壓力的變化，根據(jù)壓力變化的情況，系統(tǒng)能夠有相對應(yīng)的響應(yīng)。

伺服電機放置在圓盤中心、腳踏板側(cè)面。其中放置在圓盤中心的伺服電機帶動圓盤轉(zhuǎn)動，放置在腳踏板側(cè)面的伺服電機帶動腳踏板旋轉(zhuǎn)，使踝關(guān)節(jié)的角度發(fā)生變化，配合連桿帶動的平移運動，就完成了平面的平移——旋轉(zhuǎn)運動。而兩個伺服電機又是由一個智能的控制系統(tǒng)控制的，就是電控制系統(tǒng)的下位機部分，控制伺服電機在不同的步行時間點旋轉(zhuǎn)相應(yīng)的角度，完成整個步行周期時間序列的腳部位置要求。光電角度傳感器用來監(jiān)控伺服電機轉(zhuǎn)動的角度，保障了該控制系統(tǒng)的精度。

由于大部分的偏癱患者運動損傷程度較為嚴重，對于正常的站立都無法靠自己正常地完成，更不用說讓其獨立完成整個康復(fù)訓(xùn)練，因此設(shè)計了一個減重系統(tǒng)來幫助患者保持訓(xùn)練過程中的平衡，更容易地完成訓(xùn)練。該減重機構(gòu)能夠根據(jù)患者的身高，上下調(diào)動手支架的高度，滿足不同患者的需求。主要的承重部分由一個拉力繩來承擔(dān)，拉力繩通過一系列的滑輪組來實現(xiàn)將患者升高和降低。

功能性電刺激系統(tǒng)讓該機器人擺脫了純被動式的康復(fù)訓(xùn)練。功能性電刺激系統(tǒng)的作用原理主要是通過施加的電流的作用，神經(jīng)細胞能夠產(chǎn)生一個與自然激發(fā)引起的動作電位完全一樣的神經(jīng)沖動，使其支配的肌肉纖維產(chǎn)生收縮，從而獲得運動的效果。這樣通過對患者的下肢使用功能性電刺激，患者下肢的肌肉和神經(jīng)運動單元進行刺激，產(chǎn)生自主性的運動，能夠達到和正常人相同的步行效果。

髖關(guān)節(jié)的相關(guān)運動肌群有單關(guān)節(jié)髖部屈肌，單關(guān)節(jié)髖部伸??；膝關(guān)節(jié)的相關(guān)運動肌群有腿筋、股二頭肌、股直肌和股骨肌等；踝關(guān)節(jié)的相關(guān)運動肌群有單關(guān)節(jié)踝部趾屈肌群和踝部腳背伸肌群等。利用功能性電刺激系統(tǒng)刺激相應(yīng)的肌肉或者肌群，就會產(chǎn)生相應(yīng)的動作。

本電刺激系統(tǒng)采用中樞模式發(fā)生器（Central Pattern Generator）來實現(xiàn)刺激系統(tǒng)的控制。人類的行走基本模式由脊髓系統(tǒng)產(chǎn)生，并不需要大腦皮層的運動指令，節(jié)律性的運動可以隨時開始或停止，一旦運動發(fā)起，不再需要意識的參與而自主地進行。這種觸發(fā)方式更適合于步態(tài)的運動模式。

表面肌電（sEMG）系統(tǒng)采集人體的動作電位，和傳統(tǒng)的肌電采集相比，表面肌電采集設(shè)備的貼片電極是放置在皮膚表面的，而傳統(tǒng)的肌電采集設(shè)備是用有創(chuàng)的針電極來測量人體的肌電信號，所以表面肌電設(shè)備具有無創(chuàng)性、可大量重復(fù)性等優(yōu)點。人體的各種動作都是由大腦的中樞神經(jīng)系統(tǒng)發(fā)送一個指令給神經(jīng)運動單元，神經(jīng)運動單元的細胞內(nèi)外電勢差產(chǎn)生動作電位，進而刺激肌肉纖維和肌腱產(chǎn)生激發(fā)和收縮，從而完成一系列指令所對應(yīng)的動作。通過表面肌電設(shè)備，我們能夠檢測到人體內(nèi)這些動作電位。這些動作電位包含有豐富的動作——電位信息，對人體的步態(tài)分析、上肢的運動、手勢識別等具有相當(dāng)大的研究價值。sEMG方法越來越多地應(yīng)用到了臨床診斷當(dāng)中，在康復(fù)運動領(lǐng)域是一種比較流行的運動能力評判標(biāo)準。

4 結(jié)語

在本課題中的康復(fù)機器人中，sEMG采集系統(tǒng)采集到患者康復(fù)運動過程中的sEMG信號，將其作為輸入?yún)?shù)傳遞給功能性電刺激系統(tǒng)，功能性電刺激系統(tǒng)將會根據(jù)sEMG信號里面包含的運動信息，調(diào)整功能性電刺激中電流大小及電流脈沖寬度等參數(shù)，更好地適應(yīng)不同患者的不同程度的運動損傷，為患者提供一個個性化的治療方案。

參考文獻

[1] 胡進，侯增廣，陳翼熊，張峰，王衛(wèi)群.下肢康復(fù)機器人及其交互控制方法[J].自動化學(xué)報，2014，40（11）.

[2] 黃東鋒.重癥患者早期康復(fù)醫(yī)療的現(xiàn)狀與進展[J].中國康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2002，17（2）.

[3] 謝欲曉，白偉，張羽.下肢康復(fù)訓(xùn)練機器人的研究現(xiàn)狀與趨勢[J].中國醫(yī)療器械信息，2010，16（2）.

[4] 徐敏.功能性電刺激治療系統(tǒng)的研制[D].北京交通大學(xué)，2009.

[5] 蔚二文，陳維毅.表面肌電圖在肌肉功能評價中的應(yīng)用[J].大眾科技，2007，（1）.

[6] 王穎.基于中暑模式發(fā)生器的下肢功能性電刺激康復(fù)系統(tǒng)設(shè)計與應(yīng)用[D].上海交通大學(xué)，2012.

[7] 劉程.下肢表面肌電信號采集與處理系統(tǒng)設(shè)計與實現(xiàn)[D].武漢理工大學(xué)，2012.

[8] Delcomyn F.Nueral basis of rhythmic behavior in animals[J].Science，1980，210.

[9] Grillner S.Neurobiological bases of rhythmic motor acts in vertebrates[J].Science，1985，228.

[10] 李成龍.表面肌電信號在下肢康復(fù)訓(xùn)練中的應(yīng)用研究[D].武漢理工大學(xué)，2013.

[11] Bogey R，Perry J，Gitter A.An EMG-to-force processing approach for determining ankle muscle forces during normal human gait[J].IEEE Trans Nueral Syst Rehab Eng，2005.

[12] Carlo J.De Luca. The use of surface electromyography in biomechanics[J].Journal of Applied Biomechanics，1994，13（2）.

基金項目：廣東省科技計劃項目，項目編號：2013B010102010；國家青年基金項目，項目編號：61300106。

（責(zé)任編輯：黃銀芳）