基于社區性訓練的助行康復系統研究與實現

摘要：為了循序漸進地恢復脊髓損傷患者受損部分神經及下肢運動功能，在已有早期減重步行訓練的基礎上，增加減重模式下空間運動功能。構建可根據患者下肢運動功能損傷程度實現不同模式康復訓練、狀態監測和助行功能的系統，進行包括減重、助行裝置、移動平臺和控制模塊的結構設計。集成平地行走和上下樓梯訓練步態軌跡模型，通過對比正常髖、膝關節的運動角度數據，驗證應用該軌跡的可行性與合理性，并進行了設定行走路線的社區任務導向性訓練軌跡規劃試驗。研究結果表明，助行系統支持患者自主設定模擬社區任意行走模式，有助于幫助患者恢復部分肢體運動功能，以盡快融入社會。

關鍵詞：脊髓損傷；足底驅動式助行器；步態訓練；社區性行走；控制系統

中圖分類號：R 318 文獻標志碼：A

脊髓損傷是由不同傷病因素造成的脊髓結構及功能損害，常造成損傷平面以下運動、感覺、自主神經功能障礙，致殘率高[1]。世界衛生組織統計結果顯示，全球每年有25～50 萬人患脊髓損傷[2]。根據損傷位置和損傷程度不同[3]， 美國脊髓損傷學會（ASIA）將損傷分為5 個等級：A 級為完全性損傷， 損傷平面下無任何運動、感覺功能保留；B～E 級為不完全性脊髓損傷，損傷平面以下的最低位骶段仍有運動或（和）感覺功能存留，各級脊髓損傷可導致患者不同程度的運動功能和感認知功能障礙[4-5]， 尤其是步行功能[6]。臨床研究表明，通過減重步行康復訓練有助于改善患者下肢運動和感覺功能[7-8]，尤其針對B 級以下不完全性損傷患者，早期機器輔助步行訓練可以顯著提升患者的步行質量和效率 [9-10]。步行功能康復由低至高可分為治療室內固定踏步訓練、日常簡單步行能力、家庭性步行和社區性步行訓練4 個階段，第三、四階段社區性訓練能刺激病人中樞神經，提高病人的空間認知和感覺能力。

目前，用于脊髓損傷早期康復訓練的產品迅速發展，以Lokomat[11] 等為代表的康復設備采用懸吊減重方式實現康復訓練，該方式減重程度大，適合脊髓損傷全癱病人。但懸吊綁帶依托于固定支撐架導致設備體積較大，單一的減重方式易給患者帶來不適感。運動康復助行采用的驅動方式主要有腿部外骨骼式和足底驅動式：Lokomat、Walkbot[12] 等外骨骼式步態訓練設備利用跑步機搭建步行平臺，患者穿戴外骨骼，作用于髖膝踝關節帶動下肢完成踏步訓練；G-EO system[13] 等設備采用末端執行器足底踏板驅動方式，該類設備較外骨骼式對患者下肢關節的約束性更小，同時可以滿足患者的康復需求。這兩類康復訓練設備的特點是支持原地單方向踏步助行訓練模式，實現的是室內的日常簡單步行運動功能[14]。因此，在踏步助行的基礎上，提高減重舒適度，增加空間運動功能，實現社區行走的足底驅動步行訓練，滿足脊髓損傷患者臨床康復治療的“知”需求[15]，對幫助患者重建步行能力、提高其日常生活自理能力具有重要臨床意義。

1 脊髓損傷患者助行器系統設計

本文針對不完全性脊髓損傷患者保留部分感覺、運動功能的特點，設計助行器減重助行康復訓練系統，系統由支撐減重車、助行裝置、主控裝置組成，其總體結構如圖1 所示。助行裝置采用足底踏板驅動方式帶動患者下肢完成功能康復訓練，支撐減重車包括集成減重與移動平臺模塊。在幫助患者增強肌力、進行步行訓練、下肢關節協調運動訓練時可以結合移動平臺擴大活動范圍，進行社區性行走，綜合改善患者的運動與感認知功能。

1.1 “知行合一”助行裝置機械結構設計

圖2 為助行器樣機的總體結構，包括機械結構和控制模塊。助行器集成懸吊和支撐減重方式，為患者的早期康復提供了有效的被動訓練模式。助行裝置采用踏板足底驅動方式糾正患者的步態姿勢，完成可重復性的下肢運動功能訓練，減小康復師的人力負擔。移動平臺幫助患者在恢復期階段開展以日常生活活動為主的作業訓練，進一步改善患者的下肢運動功能、生活自理能力和心理功能，幫助患者盡快地回歸社會。

1.2 集成減重模塊

助行器的減重模塊由升降扶手以及采用柔性連接方式固定在扶手處的懸吊短褲構成（見圖3），利用左右扶手作為腋下支撐點，實現支撐減重，懸吊短褲作用于患者胯部實現懸吊減重?？紤]到患者雙臂失力狀況，主動支撐減重減少，調節短褲與懸吊帶距離，增加懸吊獨立減重方式，設計背部靠板防止患者后仰，設計扶手防止前傾，保證患者安全。根據患者不同體型與腋下主動支撐程度控制扶手升降高度，調節減重量，幫助患者保持正常行走站立姿勢，集成減重模塊設計0～95% 減重可調范圍。采用3 個支撐面減重，在避免因患者單一部位受力過大帶來疼痛感的同時，幫助患者保持正常的站立姿勢，有效地進行步行功能康復訓練，并提供安全性保障。

1.3 助行裝置

不完全性脊髓損傷后下肢運動功能康復訓練需要在患者的生理關節活動范圍之內進行，不正確的被動運動往往會導致關節損傷發生。移動式下肢康復設備多為外骨骼式可穿戴設備，選取髖膝踝關節協調驅動方式實現代償功能，輔助患者行走。這類設備雖然具有體積小、患者步態指導正確性高等優點，但穿戴設備對患者的下肢關節約束性較高，康復治療過程中容易給患者造成二次損傷，限制了早期康復治療的適用性。如圖4所示，助行器選取踏板足底驅動方式，針對患者下肢肌力情況、關節活動范圍和運動協調性的不同，踏板式助行裝置可以減少對患者下肢的約束性，便于康復醫師設定運動方式，調節訓練強度，提高裝置的適用性。

早期康復治療中，患者在助行裝置的幫助下可以完成站立、肌力訓練和平衡能力訓練，恢復期階段助行器提供平地步行和上下樓梯功能訓練模式，并提供單獨的踝關節訓練功能。圖4 中單側踏板處放置3 個閉環步進電機作為規劃康復訓練軌跡的執行機構，由齒輪齒條電機和絲桿電機分別控制踏板水平垂直方向運動，踝關節電機控制運動過程中踏板角度變化，幫助患者以貼合日常生活的步行軌跡完成康復訓練。訓練時利用足部運動帶動患者下肢髖、膝關節運動，患者減重后利用下肢殘存肌力參與膝髖關節運動控制，訓練過程中通過膝關節角度傳感器直觀顯示患者膝關節運動軌跡。對于下肢殘存肌力較弱的患者可由康復醫師進行一定干預，保證步態的準確性。

1.4 移動平臺

康復治療過程中患者的參與度非常重要，影響著功能康復訓練的康復效率和效果。脊髓損傷患者的恢復期康復治療中，為患者提供日常生活活動、家庭性和社區性等實用步行訓練，可以在很大程度上調動患者的積極性，將患者個人和家庭、環境、社會連接起來。助行器的移動平臺模塊，可以擴大患者的康復訓練范圍，幫助患者有目的、有選擇地完成與日常生活有關的作業活動，改善患者的生活自理能力、感認知能力和對外界環境的適應能力。

為減小助行器體積、重量，移動平臺的驅動機構與助行裝置采取聯動方式，聯動機構如圖5（a）所示。聯動裝置為可脫開裝置，平地行走康復訓練過程中患者可選擇同步使用移動平臺，提高助行器對不同場景環境的適應能力。通過手柄控制齒輪在花鍵軸上的移動，需要使用聯動功能時，用手柄帶動齒輪夾，將被動齒輪移動到與大齒輪嚙合的狀態；不需要使用聯動功能時，將被動小齒輪移動到與大齒輪脫開的位置。通過圖5（b）中的把手控制前輪實現轉向功能?；颊卟倏匕咽?，把手帶動連桿轉動，連桿下端的前輪拉桿隨之移動，限位槽限制前輪拉桿的位置，保證前輪的轉動方向一致。

2 控制模塊設計

控制模塊包含系統軟件和硬件器件，主要實現軌跡規劃、減重調節、社區性步行訓練等功能。系統軟件提供可視化人機交互界面，方便保存患者信息、更改訓練參數，并提供多款虛擬游戲實現場景式訓練。利用USB1020 運動控制卡提供的API 接口實現上下位機通信、運動控制等功能。助行器的集成減重、訓練軌跡規劃模塊由8 個電機組成， 運動控制以USB1020 運動控制卡、USB3202 數據采集卡為核心。USB1020 運動控制卡可同時完成4 個馬達驅動軸運動的精準控制，保證系統的運動控制精度，可根據不同使用者的下肢運動功能損傷程度實現訓練模式可選、步態參數可調的可重復性康復訓練和助行功能?？刂破骷鐖D6 所示。

控制系統軟件可實現個性化康復方案的制定（見圖7），包括減重調節、功能訓練，通過監測患者狀態反饋便于康復醫師修改訓練參數、調節訓練強度。脊髓損傷患者存在個體差異，損傷后下肢運動功能障礙程度不同，康復治療過程中需要為患者制定針對性的、漸進化的個性化治療方案，以保證康復訓練的持續性和穩定性。減重調節由康復醫師根據患者的下肢肌力、運動能力等控制患者下肢負荷，保證可以完成步行功能訓練的同時提高患者的參與度。功能訓練的關鍵在于康復訓練軌跡規劃，系統軟件基于軌跡模型結合訓練模式參數，規劃出貼合患者日常行走習慣的步態軌跡，實現真實性自然行走訓練。

減重模塊利用面板控制器調節，左右扶手的同步運動使用運動控制卡和伺服驅動器實現控制。通過數據采集卡對面板控制器進行多通道電信號數據采集，實時傳輸到系統上位機軟件處理和分析、獲取使用者的操作意圖。根據操作意圖實現對應的運動控制方法，利用運動控制卡控制伺服驅動器，從而完成減重調節功能。在升降扶手上安裝行程限位開關，避免因操作不當帶來的相關使用風險，提高系統安全性。

3 社區性步行訓練軌跡實現

實驗對比分析平地行走、上樓梯和下樓梯3 種步態下髖膝踝關節運動角度參數，發現步態模式對髖膝踝關節的運動協調關系有顯著影響[16]。因此，設置不同的運動模式，將下肢各關節運動協調機制應用于控制系統的運動規劃可有效改善患者下肢關節的運動協調性。助行器提供平地步行和上下樓梯康復訓練模式，不同模式下的軌跡行程如表1 所示。在上樓梯和下樓梯模式下，均可在踏板可活動范圍內為不同損傷程度的患者設定不同的臺階高度、寬度參數，模擬不同的訓練場景，提高環境適應性。

為滿足控制系統的性能要求以及動力需求，腳部踏板處使用6 個閉環步進電機。如圖8 所示，利用混合步進伺服驅動系統可以有效地改善系統精確度、響應速度、輸出力矩等。圖中，S 為電機輸出向量。

助行器的軌跡模型建立基于健康人步行的踝關節軌跡追蹤實驗，利用電磁位置跟蹤器對步行過程中踝關節的運動軌跡進行實時跟蹤，并利用Matlab 工具處理追蹤數據。最后，在SolidWorks中建立人體下肢模型基于實際數據對助行器進行運動仿真優化，獲取不同模式下的康復訓練軌跡模型如圖9 所示。

為驗證所述軌跡模型的合理性，根據軌跡模型導出平地行走訓練模式下的髖、膝關節的運動角度數據，并與OpenSim 軟件中提供的人體模型步行關節角度數據對比，如圖10 所示。圖中，紅色為膝關節角度數據，藍色代表髖關節角度數據。由圖可見，助行器平地行走軌跡模型髖、膝關節角度變化趨勢與Opensim 人體模型數據變化基本一致，局部差異來源于助行器軌跡模型的下肢模型與OpenSim 提供的人體模型下肢基本參數存在的差異性，但角度變化趨勢基本一致，證明了足底驅動式康復設備應用該軌跡的可行性與合理性[17]。以助行器訓練軌跡模型為基礎，康復訓練時可結合患者的損傷程度和下肢運動功能障礙程度，動態規劃更貼合患者日常的步行軌跡，提高患者康復效果。

社區任務導向性訓練（ task-oreinted training，TOT）強調了患者在下肢功能訓練中主動參與的康復運動學習方式[18]，可以更好地改善患者的生活自理和日常生活能力。目前非移動式下肢康復設備只能提供重復的單方向步行訓練，患者參與度不高[19]。本助行器提供移動平臺，康復醫師可為患者設定不同行走路線的任務訓練，提供不同的步行訓練場景。訓練過程中可以適當調整難度，設置不同的障礙，輔助患者將治療室內的步行轉化為日常步行，完成家庭性和社區性步行，幫助患者盡快重新融入社會。圖11 為患者進行單方向行走訓練時左右腳運動的軌跡圖。圖12 為平地行走訓練模式下多方向社區步行訓練的單側踏板運行軌跡，患者操控助行器按照右側俯視圖中預設的橢圓行走路線完成周期性康復訓練。

4 系統測試與實驗

圖13 為研制的助行器下肢康復訓練系統，其中，圖（a）為助行器樣機，圖（b）為康復訓練系統應用軟件。為驗證助行器減重系統的可靠性，測試選取5 位健康受試者參與實驗，表2 記錄了受試者在有無使用減重系統兩種情形下的下肢承重量、最大減重后下肢承重量、系統最大減重比等參數。表中： 為平均值；s 為樣本標準差；ICC為組內相關系數。使用SPSS 軟件計算組內相關系數， 計算結果顯示未使用減重系統時ICC 為0.993，使用減重系統最大減重后ICC 為0.931，最大減重比ICC 為0.911， 組內相關系數均大于0.6，說明助行器減重系統具有良好的可靠性。

助行器步態規劃實驗選取健康人使用助行器進行康復訓練操作，測試結果表明系統軟件康復訓練模塊功能運行正常，軌跡數據文件讀取正確，上下位機通信正常，踏板處電機運行平穩，未出現沖擊和震動等情況。

5 結束語

本文研究的脊髓損傷患者助行器利用集成懸吊、支撐減重系統避免患者減重過程中因受力單一帶來的疼痛不適感，幫助患者保持正常的站立姿勢，有效地進行步行功能康復訓練，提供安全性保障。采用移動平臺、聯動裝置等擴大的康復訓練范圍，實現社區性康復步行訓練，為患者提供一種全新的訓練模式。系統以臨床康復需求為基礎，提供多方向平地行走和上下樓梯訓練模式，可以很好地鍛煉患者下肢髖、膝、踝關節的運動協調能力。基于健康人步態運動捕捉實驗提出和驗證了軌跡模型的合理性和可行性；利用系統軟件可根據不同使用者的下肢運動功能損傷程度實現訓練模式可選、步態參數可調的可重復性康復訓練和助行功能，進行了設定行走路線的社區任務導向性訓練，獲取了多方空間行走運動軌跡。研究結果表明，病人可以根據自己的意愿設定模擬社區任意行走，對提高患者空間認知能力，幫助患者盡快融入社會具有重要臨床意義。在訓練過程中通過監測患者運動狀態、提供硬件行程限位和急停開關等多種措施，保證系統具有較高的安全性，避免患者受到二次傷害。

結合本系統存在的不足之處，未來研究方向主要有以下幾點：a. 本踏板式驅動型康復設備強調以足端運動帶動髖、膝關節運動，而全癱患者的髖、膝關節運動軌跡的準確性部分依賴康復醫師干預，有待進一步研究；b. 基于目前的助行器樣機對其機械結構進行改進，精簡設備體積；選取更為柔性的材料，使患者使用時更加舒適；減小裝置重量，使其更加輕便，提高場景適用性。

參考文獻：

[1] MEHDAR K M， MAHJRI A A， AL RASHAH A A， et al. Epidemiology of spinal cord injuries and their outcomes： a retrospective study at the king Khalid hospital[J]. Cureus， 2019， 11（12）： e6511.

[2] World Health Organization. Spinal cord injury[EB/OL]. [2013-11-19].https：//www.who.int/zh/news-room/fact-sheets/detail/spinal-cord-injury.

[3] 李雨辰，鄒任玲，孫元良，等.胸腰椎骨內固定手術仿真 模型優化研究[J].上海理工大學學報，2022， 44（2）： 172-176，212.

[4] ARANGO-LASPRILLA J C， KETCHUM J M， STARKWEATHER A， et al. Factors predicting depression among persons with spinal cord injury 1 to 5 years post injury[J]. Neurorehabilitation， 2011， 29（1）： 9-21.

[5] QUADRI S A， FAROOQUI M， IKRAM A， et al. Recent update on basic mechanisms of spinal cord injury[J]. Neurosurgical Review， 2020， 43（2）： 425-441.

[6] 盛峰.康復治療不同程度脊髓損傷的臨床療效分析[J]. 中國衛生標準管理，2018，9（21）：48-50.

[7] BOGUE R. Rehabilitation robots[J]. Industrial Robot： An International Journal， 2018， 45（3）： 301-306.

[8] 王剛，劉宏建，李振偉，等.早期康復干預對脊髓損傷患 者術后神經功能及運動功能的影響[J].中華實驗外科雜 志，2019， 36（2）： 349-352.

[9] 李想.脊髓損傷患者早期康復治療介入時間與療效關系 分析[J].甘肅醫藥，2018， 37（8）： 733-734，736.

[10]孫雷，方立朝，張健.減重步行訓練對脊髓不完全性損傷 后的療效[J].中國城鄉企業衛生，2020， 35（6）： 121-122.[11 ] LIN J H， HU G J， RAN J， et al. Effects of bodyweight support and guidance force on muscle activation during Locomat walking in people with stroke： a cross-sectional study[J]. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation， 2020， 17（1）： 5.

[12] ESCALONA M J， BOURBONNAIS D， GOYETTE M， et al. Wearable exoskeleton control modes selected during overground walking affect muscle synergies in adults with a chronic incomplete spinal cord injury [J]. Spinal Cord Series and Cases， 2020， 6（1）： 26.

[13] ESQUENAZI A， LEE S， WIKOFF A， et al. A comparison of locomotor therapy interventions： partial-body weight-supported treadmill， Lokomat， and G-EO training in people with traumatic brain injury[J]. PMamp;R， 2017， 9（9）： 839-846.

[14] HAYES S C， JAMES WILCOX C R， FORBES WHITE H S， et al. The effects of robot assisted gait training on temporal-spatial characteristics of people with spinal cord injuries： a systematic review[J]. The Journal of Spinal Cord Medicine， 2018， 41（5）： 529-543.

[15] 羅澤汝心，譚波濤，伍亞民.脊髓損傷導致認知障礙及其 相關機制的研究進展[J].中國康復理論與實踐，2017， 23（4）： 390-393.

[16] 馬紹興，王人成，沈強.步態模式對人體髖膝踝關節運動 協調關系的影響[J].中國康復醫學雜志，2015， 30（12）： 1257-1261.

[17] HUSSEIN S， SCHMIDT H， HESSE S， et al. Effect of different training modes on ground reaction forces during robot assisted floor walking and stair climbing[C]//2009 IEEE International Conference on Rehabilitation Robotics. Kyoto， Japan： IEEE， 2009： 845-850.

[18] 劉四維，關敏，高強.任務導向性訓練在腦卒中后偏癱康 復中的應用進展[J].中國康復醫學雜志，2020， 35（3）： 374-378.

[19] 劉德俊，酈鳴陽，沈力行.正常青年人行走步態的實驗研 究[J].上海理工大學學報，2008， 30（1）： 67-70，74.

（編輯：丁紅藝）

基金項目：上海市“科技創新行動計劃”項目（21S31906000）；國家自然科學基金資助項目（61473193）；上海理工大學醫工交叉項目（10-19-308-505）