下肢康復機器人的設計

周曲+韋宇煒+何漢武+王俊華+曾科學

摘要：腦卒中和脊髓損傷是導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。隨著現代康復醫療器械的普及和推廣，康復醫療師的工作量有明顯下降。文章研究設計了一種成本低、在理論上有更好的訓練效果的針對下肢步態康復機器人。

關鍵詞：康復機器人；下肢訓練；腦卒中；脊髓損傷；康復醫療器械 文獻標識碼：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，現在面臨著嚴峻的腦卒中患病發展形勢。我國社會對于康復醫療的需求急劇增加，然而現有的醫療資源并不能滿足大幅增長的康復患者需求，康復專業人才十分匱乏，人才缺口達10.09萬人。一個康復醫療師需同時負責多個康復患者的訓練，傳統的康復訓練對于他們來說是一個難以承受的負荷。隨著現代康復醫療器械的普及和推廣，康復醫療師的工作量有明顯下降，但是市場上針對下肢步態的康復機器人主要都是由國外廠商生產，成本十分昂貴，而且某些功能實際訓練效果并不是特別理想，所以本課題自主研發了一種成本低、在理論上有更好的訓練效果的針對下肢步態康復機器人。

1 機器人總體設計方案

該機器人主要分為機械結構部分和電控制系統部分。機械結構部分是實現運動的主載體，患者必須依托機械結構來實現康復運動，而電控制系統部分是實現運動的動力。該機器人為站立式，電控制系統部分包括電機控制、減重系統、功能性電刺激系統、表面肌電采集系統及電子硬件部分。電機控制主要實現相關運動電機的轉動，以帶動機械結構執行相關的運動。減重系統幫助患者減少自身負重，以更好地、更輕松地完成康復訓練，并減少機械結構和相關電子硬件的承重，延長機器人的壽命。在無功能性電刺激系統的訓練下，患者完成的是純被動訓練，而功能性電刺激系統幫助患者完成半主動的訓練，能夠在情況嚴重的患者有所好轉時對其進行功能性電刺激輔助訓練，更好地調動其運動機能，有關實驗表明，如電刺激的半主動訓練比純被動訓練具有更好的康復效果。表面肌電采集系統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 機械結構部分

本課題的康復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平面的旋轉和平移，進而帶動患者小腿和大腿運動，實現患者整個下肢的步態訓練。

腳踏板的運動是通過曲柄—連桿機構加上圓盤轉動來實現的。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面。通過圓盤的轉動，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訓練。其中最主要的部分就是利用圓盤的轉動，使固定在圓盤上的連桿做一個往復式的運動，進而能夠達到模擬人步行的效果。腳踏板的一個側面和連桿通過轉動副連接，另外一個側面通過一個滑動副固定在一個具有一定軌跡的滑槽內來固定腳踏板滑動時的軌跡，更好地擬合人步行的軌跡。

3 電控制系統部分

在電控制系統方面，本系統采用了伺服電機、壓力傳感器、光電角度傳感器、光電限位開關等設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，來監控腳步壓力的變化，根據壓力變化的情況，系統能夠有相對應的響應。

伺服電機放置在圓盤中心、腳踏板側面。其中放置在圓盤中心的伺服電機帶動圓盤轉動，放置在腳踏板側面的伺服電機帶動腳踏板旋轉，使踝關節的角度發生變化，配合連桿帶動的平移運動，就完成了平面的平移——旋轉運動。而兩個伺服電機又是由一個智能的控制系統控制的，就是電控制系統的下位機部分，控制伺服電機在不同的步行時間點旋轉相應的角度，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控伺服電機轉動的角度，保障了該控制系統的精度。

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訓練，因此設計了一個減重系統來幫助患者保持訓練過程中的平衡，更容易地完成訓練。該減重機構能夠根據患者的身高，上下調動手支架的高度，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，拉力繩通過一系列的滑輪組來實現將患者升高和降低。

功能性電刺激系統讓該機器人擺脫了純被動式的康復訓練。功能性電刺激系統的作用原理主要是通過施加的電流的作用，神經細胞能夠產生一個與自然激發引起的動作電位完全一樣的神經沖動，使其支配的肌肉纖維產生收縮，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運動單元進行刺激，產生自主性的運動，能夠達到和正常人相同的步行效果。

髖關節的相關運動肌群有單關節髖部屈肌，單關節髖部伸肌；膝關節的相關運動肌群有腿筋、股二頭肌、股直肌和股骨肌等；踝關節的相關運動肌群有單關節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刺激相應的肌肉或者肌群，就會產生相應的動作。

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

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

4 結語

在本課題中的康復機器人中，sEMG采集系統采集到患者康復運動過程中的sEMG信號，將其作為輸入參數傳遞給功能性電刺激系統，功能性電刺激系統將會根據sEMG信號里面包含的運動信息，調整功能性電刺激中電流大小及電流脈沖寬度等參數，更好地適應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，王衛群.下肢康復機器人及其交互控制方法[J].自動化學報，2014，40（11）.

[2] 黃東鋒.重癥患者早期康復醫療的現狀與進展[J].中國康復醫學雜志，2002，17（2）.

[3] 謝欲曉，白偉，張羽.下肢康復訓練機器人的研究現狀與趨勢[J].中國醫療器械信息，2010，16（2）.

[4] 徐敏.功能性電刺激治療系統的研制[D].北京交通大學，2009.

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

[6] 王穎.基于中暑模式發生器的下肢功能性電刺激康復系統設計與應用[D].上海交通大學，2012.

[7] 劉程.下肢表面肌電信號采集與處理系統設計與實現[D].武漢理工大學，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訓練中的應用研究[D].武漢理工大學，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。

（責任編輯：黃銀芳）