踝關節康復受力測量裝置研究

段學習，王蘊嶺，汪 琦

（1.滄州職業技術學院電氣工程系，河北滄州 061000；2.秦皇島市骨科醫院，河北秦皇島 066000）

踝關節康復受力測量裝置研究

段學習1，王蘊嶺1，汪 琦2

（1.滄州職業技術學院電氣工程系，河北滄州 061000；2.秦皇島市骨科醫院，河北秦皇島 066000）

針對踝關節康復要求，基于生物醫學知識和機構學知識提出串聯運動鏈等效人體足仿生機構模型。設計開發出一種踝關節受力測量裝置，將患者在康復過程中的足底受力折算到踝關節坐標系，間接得到患者踝關節康復受力值，可作為醫護人員指導患者控制康復運動強度的參照數據。實驗表明安裝踝關節康復受力測量裝置的康復器械提高了踝關節的康復效果，有效縮短了康復周期，降低了二次損傷的幾率。

踝關節；康復；力；力矩

康復醫學研究表明，功能康復訓練中適宜的骨應力刺激可加速組織愈合并有利于恢復韌帶的本體感覺，加快患者康復速度，還可預防由于踝關節不穩而造成的反復扭傷［1－3］，因此運動康復系統CPM機在國內外得到廣泛的應用。但是由于踝關節康復受力不易直接測量，CPM機不具備踝關節康復受力在線測量能力［4－8］。臨床醫生只能憑借經驗指導下肢負重骨骨折病人做康復訓練，病人也僅能通過主觀感覺對踝關節康復強度進行控制，這難以保證康復效果，甚至可能因康復過程中康復強度過高導致踝關節二次損傷。

課題組結合生物醫學和機構學知識，提出以串聯運動鏈等效人體足的仿生機構模型，開發出踝關節康復受力測量裝置應用于下肢康復器械，實現患者踝關節康復過程中受力的自主控制。

1 踝關節康復受力測量原理

1.1 踝關節模型

人足是由骨骼、關節、肌肉、韌帶等組成的生理系統，其中骨骼承擔壓力，肌肉收縮產生動力，肌腱與肌肉實現關節的固定與連接。足關節包括距骨小腿關節和距下關節，兩關節在機能上是聯合關節。足跖屈時，關節窩大于關節頭，能作輕度的旋轉和側方的運動。背屈時，關節穩固，不能作內收和外展運動。距下關節在運動時，跟骨和舟骨連同其余的足骨對距骨作內翻和外翻運動。足的內、外翻常伴以足的背屈。結合機構學知識，可知足關節具有3個轉動自由度和1個方向的微量移動。足關節的3個轉動軸線間的距離和軸線間的夾角很難測量，由足關節的運動情況和現有測量以及仿真結果可知，各轉動軸線間距離很小，故足關節在機構學中可近似為S副［9－10］，根據螺旋理論以3R副等效S副，則該模型等效為PRRR開鏈式串聯分支。考慮到患者康復過程中，踝關節垂直方向變形較小，進一步把PRRR串聯分支簡化為3R串聯分支［11］。建立肢體坐標系如圖1所示。

1.2 運動模型靜力分析

人站立時，以足跟結節，第1與第5蹠骨頭3點著地。踝關節損傷患者術后康復過程中由于身體及心理因素而行動遲緩，患足部承受部分負重，步態與正常步態不同，通常足部平面接觸地面，足部3個受力支撐點同時受力，其受力分布近似如圖2所示。

坐標系OA－X1Y1Z1與踝關節固連，令踝關節回轉副的回轉軸線與Z1重合，考慮到患者康復過程中的行動特點，令踝關節固定，踝關節與固定坐標系固連。則腳部視為動平臺，處于開式運動鏈的末端，動坐標系與其固連。采用D-H參數法描述腳部相對于踝關節的位姿。利用連桿坐標系，可以定義連桿參數如下：

ai＝從Zi到Zi＋1沿Xi測量的距離；

αi＝從Zi到Zi＋1繞Xi旋轉的角度；

di＝從Xi－1到Xi沿Zi測量的距離；

θi＝從Xi－1到Xi繞Zi旋轉的角度。

建立踝關節以下肢體D-H參數表，如表1所示。

表1 肢體分支D-H參數表Tab.1 D-H parameters table of physical branch

圖1 肢體坐標系示意圖Fig.1 Schematic diagram of body coordinate system

圖2 足部受力分布Fig.2 Foot force distribution

齊次變換矩陣：

式（1）整理后可得到連桿變換矩陣的一般表達式：

據以上分析可得等效串聯分支各連桿變換矩陣如下：

由式（14）、式（15）分別代入式（12）和式（13）可以求得動平臺所承受外力在固定坐標系中的表達式：

通過角度傳感器獲取踝關節角度，通過力傳感器拾取動平臺所受的支撐力，可以計算得到踝關節康復受力和力矩。

2 踝關節康復受力測量裝置硬件結構

踝關節損傷患者處于康復期時，腳踝連同小腿以托架方式固定，故3R相對轉角近似為零。為保證患者患肢平衡，康復器械的托架底部固定安裝有4個力傳感器的測力板測量踝關節康復受力［12］。帶有踝關節康復受力測量裝置的康復器械結構示意圖如圖3所示，托架用低溫熱塑材料制作，其大小形狀根據患者腳踝參數量身定制，用于固定患者小腿和腳踝。力傳感器采用電阻應變式傳感器，在足跟結節著地點下方對稱安裝2個，第1蹠骨頭與第5蹠骨頭著地點各安裝一個。控制電路系統硬件結構圖如圖4所示，康復力測量裝置通過無線模塊PTR2000與上位機通信。

圖3 踝關節康復器械示意圖Fig.3 Schematic diagram of the ankle rehabilitation device

圖4 系統硬件結構圖Fig.4 Structure of system hardware

器械使用時，用粘接帶將患足與運動訓練器托架固定，康復受力測量裝置控制器用粘接帶粘接在托架小腿部位處，按醫護人員要求設定安全康復極限后進行康復。康復過程中，患者根據康復受力測量裝置測量的康復受力值自主通過拐杖調節患足康復受力。踝關節康復受力測量裝置微處理器選取美國TI公司16位單片機MSP430F4270IDL。該型號微處理器電壓低、功耗低，具有4個并行口，自帶16位A／D轉換器，2個16位定時器，串行通信接口，內置的硬件乘法器和溫度傳感器，滿足系統力信號采集處理和數據通信需求，適用于以鋰電池為電源的便攜式儀器儀表。

3 實驗數據分析

人足底具有多個自由度，即使踝關節沒有轉動，各力傳感器受力隨腳底形態變化而變化。1＃至4＃力傳感器拾取動平臺所受的支撐力，代入式（16）和式（17）計算出踝關節康復受力和力矩。某踝關節患者患肢負重50 kg強度康復過程中各力傳感器測量計算得到踝關節康復受力、力矩如圖5—圖7所示。圖中1＃力為1＃力傳感器測量值，1＃力矩為由1＃力傳感器測量值計算得到的力矩分量，其他3個亦然。

圖5 踝關節Z向康復受力Fig.5 Z-ankle rehabilitation force

圖6 踝關節X向康復力矩Fig.6 X-ankle rehabilitation torque

由圖5可知在康復過程中康復負重不變時，Z向總康復受力基本保持恒定，可以作為腳踝Z向骨應力的計算依據。由圖6可知X向總力矩大于某些力傳感器測量分力矩，如果以X向總力矩作為腳踝局部損傷部位康復依據會導致康復強度不足，影響患者愈合速度。由圖7可知以Y向的總力矩小于各個力傳感器測量分力矩，如果以Y向總力矩作為腳踝局部損傷部位康復依據會造成應力過大，導致二次損傷。

經秦皇島骨科醫院40例資料完整、符合條件的老年骨折術后患者隨機分實驗組（應用帶壓力傳感器保護裝置的康復訓練支具）和對照組各20例實驗比對，實驗組骨性愈合時間12～16周，平均13.7周，對照組骨性愈合時間14～20周，平均16.6周［13］。

圖7 踝關節Y向康復力矩Fig.7 Y-ankle rehabilitation torque

4 結 語

基于串聯運動鏈等效人足仿生機構模型的踝關節康復受力測量裝置實現了踝關節康復受力和力矩的間接測量，便于患者在醫生的指導下自主地控制康復強度。經秦皇島市骨科醫院臨床試用表明該系統應用于醫療康復器械能有效地幫助患者控制骨應力，提高腳踝損傷患者康復效果，縮短康復時間，具有一定的實用和推廣價值。

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Study on ankle rehabilitation force measuring device

DUAN Xue-xi1，WANG Yun-ling1，WANG Qi2
（1.Department of Electric Engineering，Cangzhou Vocational Technical College，Cangzhou Hebei 061000，China；2.Qinhuangdao Orthopaedic Hospital，Qinghuangdao Hebei 066000，China）

According to the requirements for ankle rehabilitation，based on biomedical knowledge and institutional knowledge，the equivalent of open serial kinematic chain model of human foot bionic body is built.An ankle rehabilitation device is designed to get the force of ankle rehabilitation indirectly by static analysis of integrated model and change of the plantar force to ankle rehabilitation coordinate system.The rehabilitation equipment with ankle rehabilitation force measuring device can improve the effect of ankle rehabilitation and shorten the recovery time.

ankle；rehabilitation；force；torque

TP249

A

1008-1542（2011）05-0460-06

2011-06-01；

2011-09-02；責任編輯:馮 民

河北省科技基金資助項目（092764180D-4）

段學習（1974-），男，河北河間人，講師，碩士，主要從事機電一體化技術應用方面的研究。