下肢牽伸裝置的結構設計及運動分析與仿真

馬 碩, 張 弛*, 陳秀明, 馮賀松

(1.河北科技大學機械工程學院，石家莊 050018；2.石家莊市第一醫院康復醫學中心，石家莊 050011)

序列訓練法是一種基于運動再學習理念的訓練組織模式，把國外專家提出的運動再學習中高效率的康復訓練法組合成數個訓練組進行間歇循環訓練[1]，序列訓練法有著增加訓練時間和強度、訓練特異性強、提高患者依從性等多個特點，經過評定后相對于常規康復治療訓練有著一定的優勢。

在康復訓練過程中，治療師需要在助手的協助下對一個或多個病人進行康復訓練，這嚴重增加了治療師的工作強度[2-3]。目前國外以外骨骼和下肢康復機器人研究為主，如瑞士的MotionMaker設計了類似人體下肢的機械結構帶動人體運動，并附加有電刺激功能[4]。加拿大大學研制的VIGRR,通過結合虛擬現實來模仿帶動患者下肢進行康復訓練[5]。德國研制的FES腳踏車不光能夠進行下肢蜷伸訓練還附帶低頻電流刺激[6]。而中國雖然起步較晚，但也取得了一定的成果，如燕山大學的下肢康復機器人是目前中國最為接近臨床實驗的、能夠根據使用者來調節下肢的長度寬度[7]。

雖然但是目前市場上的康復訓練設備都不能同時滿足序列訓練法中小腿肱三頭肌牽伸臥位牽伸、下肢蜷伸等動作的需要，而且研制的成本較高并不利于大規模推廣。因此提出了一種用于序列訓練的下肢牽伸裝置的設計方法，并用ADAMS和SW對其進行了仿真研究[8-10]。

1 總體結構及工作原理

該康復訓練裝置用于對腦卒中患者下肢進行康復訓練，通過座椅下兩側的蝸輪蝸桿直流減速電機進行驅動患者下肢分別做下肢三頭肌的牽伸運動，進而提高患者康復效率并且能夠大幅減輕康復醫師的勞動強度。下肢牽伸裝置結構如圖1所示。

圖1 下肢牽伸裝置結構圖Fig.1 Structure of lower limb draft device

下肢牽伸裝置主要由牽伸模塊、滑動模塊以及座椅模塊組成。其中，牽伸模塊包括驅動電機、連桿、小腿伸縮桿、彈簧、踏板等?；瑒幽K包括有滑槽、連桿、移動栓等。座椅模塊包括仰臥連接塊、小臂鍛煉扶手、升降臺等構件組成。該下肢肱三頭肌牽伸裝置主要具有以下幾個特點：①能夠通過該裝置完成多種序列訓練法中專業的康復訓練動作；②通過減速電機控制下肢肱三頭肌的牽伸，具有自鎖功能適合用于康復鍛煉；③省去了限位機構通過計算用四桿機構控制下肢抬升的角度，延長了使用壽命和制造成本；④踏板能夠安裝在滑動模塊，患者能通過健側下肢帶動患側下肢自主進行康復訓練；⑤左右兩個電機分別控制，能夠單獨鍛煉患肢。

1.1 人體下肢結構的分析

以序列訓練法為康復理論基礎，其主要是對人體下肢進行康復訓練，因此主要對人體下肢進行分析。

人體的下肢的主要作用有運動、支撐及保持穩定等。人體下肢的主要運動關節由髓關節、膝關節以及踝關節三個部分組成。該下肢牽伸裝置活動范圍參數如表1所示。

表1 下肢主要關節活動范圍

由于使用的患者為腦卒中術后康復患者因此在設計時應再考慮到患者的身體素質的情況下減小下肢各關節的活動范圍。根據GB 10000—88中給出的中國成年人人體主要尺寸參數。該下肢牽伸裝置主要涉及的參數如表2所示。

表2 人體相關參數

1.2 牽伸機構設計

下肢牽伸裝置通過減速電機帶動四桿機構擺動，下肢牽伸裝置可以調節為以下兩種模式。

模式一患者下肢通過腳踏板和小腿桿上繃帶進行坐姿和臥姿兩種形式的下肢肱三頭肌的牽伸訓練。如圖2所示為臥位的小腿肱三頭肌牽伸和髖伸展訓練。

圖2 臥位肱三頭肌牽伸Fig.2 Drawing of triceps brachii in supine position

模式二僅通過踏板來固定使用者的腳部。經計算當患者下肢長度比小腿桿長80 m時的運動狀態更加符合患者的活動角度。此時患者在下肢連桿的帶動下進行下肢整體的蜷伸運動如圖3所示。

圖3 模式二下肢蜷伸狀態Fig.3 Crouching state of lower limbs of mode 2

患者在使用下肢牽伸裝置進行康復訓練時，還可以根據醫師對不同患者的病情不同選擇不同的模式進行康復訓練此外醫師還能夠根據患者的身體情況選擇適合患者的下肢擺動幅度和速度。

2 運動學分析

通過運動學分析那能夠建立腦卒中患者下肢大腿小腿和曲柄之間的運動關系，能夠建立它們之間位置、速度和加速度的定量關系，為下肢牽伸裝置的設計和安全驗證提供基礎。通過矢量方程來建立人機單側模型的運動學關系，在單側人機運動模型中，以電機驅動處為坐標原點，按照圖4所表示建立坐標系。

因在模式一的情況下小腿與小腿桿可視為一體，因此可視為四桿機構，遂不在文中單獨討論。當模式二時為多連桿機構建立為了方便計算建立坐標系如圖4所示。

A點、B點、C點、D點、E點、F點、G點分別表示為曲柄旋轉中心、連桿與曲柄交點、連桿與搖桿交點、搖桿與椅子交點、小腿與小腿桿之間的交點、膝旋轉中心、髖關節旋轉中心；l1、l2、l3、l4、l5、l6、分別為曲柄長度、連桿長度、搖桿長度、小腿支撐桿的長度、小腿的長度及大腿的長度；θ1～θ5、α、β為相關夾角圖4 模式二人機多桿運動模型Fig.4 Multi bar motion model of mode 2

2.1 確定封閉區間

根據運動原理簡圖首先確定封閉區間:

(1)

由封閉區間，得:

(2)

式(2)中：α為已知量，且有θ3+θ4=α。

(3)

2.2 速度分析

將式(3)對時間t求導，得：

(4)

轉化為矩陣形式為

(5)

2.3 角加速度分析

化簡的矩陣對時間求一階導數：

(6)

2.4 F點(膝關節)的運動狀態

2.4.1 位移

(7)

2.4.2 速度

(8)

2.4.3 加速度

(9)

通過上面對下肢牽伸裝置模式二人機模型的運動學分析，建立了下肢牽伸裝置模式二狀態下人機系統中旋轉曲柄與患者大小腿之間的位置、速度、加速度的關系，同理只要確定初始參數,其他各點的位移、速度、加速度也能夠得出。只要給出驅動件曲柄的運動參數即可根據上述建立的計算公式計算出相應狀態下患者大腿和小腿的位置、速度以及加速度等信息。

3 仿真分析

對下肢牽伸裝置進行運動學仿真分析的目的是為了檢驗下肢牽伸機構的設計是否合理及人體髖關節和膝關節的屈伸角度從而判斷其是否符合患者的使用要求。

在模式二的情況下進行仿真時，由于模式一中小腿桿和小腿是重合的，因此模式一中小腿的運動曲線可以視作模式二中小腿桿的運動曲線見圖5。

如圖5所示可以看出曲柄旋轉一周，在模式一的情況下小腿的擺動范圍為99.5°，模式二情況下小腿的擺動角度為78°髖關節的擺角為32°。圖6膝關節的最大夾角為135°可以看出其角度均符合康復理論醫學中給出的角度。還可以通過調節髖關的位置來調節患者下肢各部位擺動角度。

圖5 模式一、二大小腿角度Fig.5 Angle of calves in mode 1 and mode 2

圖6 模式二膝關節夾角Fig.6 Angle of knee joint in mode 2

如圖7所示為轉速在5 r/min情況下，下肢各關節角速度的速度曲線，角速度在人體關節接受的最大速度之內。因此符合患者的使用要求，并且康復醫師也可根據患者的實際情況對下肢牽伸裝置的速度進行調整使其達到最佳的康復訓練狀態，此外從圖7中能夠看出極限位置的速度增幅仍需進一步修改。

圖7 大小腿轉動角速度Fig.7 Rotation angular speed of big and small legs

4 實驗結果

如圖8在完成工程樣機之后，因時間對下肢障礙患者進行下肢功能恢復(Fugl-Meyer表下肢部分)治療1個月后，對三組患者的康復數據進行對比，因設備完成度和時間關系康復設別組試用數據不夠多但有一定說服力。康復設備組和序列訓練組患者的下肢運動功能的提高更加明顯，差異具有顯著的意義(P<0.05)。在三組患者康復訓練1個月之后再對三組患者的步行能力(functional ambulation category,FAC)進行比較，患者步行能力提高更為明顯的是康復設備組然后是序列訓練組，差異具有顯著性意義(P<0.05)?？祻驮O備組不僅減少了人力，相對于序列訓練組也有一定的提高，見表3。

圖8 下肢蜷伸試用圖Fig.8 Trial drawing of lower limb curling

表3 患者治療一個月后評分

5 結論

康復臨床試驗證明，下肢牽伸裝置配合序列訓練法，對促進腦卒中患者的康復具有一定意義。