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Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi.
2017 Aug 1; 34(4): 565–571.
Chinese.
doi:
10.7507/1001-5515.201512043
PMCID:
PMC9935316
PMID:
29745553
压差式气动减重康复步行训练系统的设计
The design of weight-loss walking rehabilitation training system of differential-pressure style
文超 朱
上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China
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文超 朱
秀林 徐
上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China
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晓明 姚
上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China
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关坡 马
上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China
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东衡 张
上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China 上海理工大学 医疗器械与食品学院（上海 200093）, School of Medical Instrument and Food Engineering, University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 20093, P.R.China
秀林 徐:
moc.361@001nilxx
徐秀林，Email：
moc.361@001nilxx
不同程度地减少下肢负荷的减重训练（body weight support training，BWST）是一种有效的康复治疗方法 [ 7 - 8 ] 。患者在减重训练时减轻了下肢承受重量，能够使患者保持正确的上身姿势和步行姿态，并且能够加强患者下肢肌群的肌力，增强踝关节、膝关节和髋关节的稳定性，促进患者步行运动时各关节、肌群及神经支配的协调性，故对患者步态整体的平衡能力调节非常有效。应用 BWST 对下肢运动功能障碍患者进行以负重、迈步及平衡三要素相结合为主要特点的强化步行训练，可以使患者步行及平衡能力得以最大恢复 [ 9 ] 。目前用于康复步行训练的减重方式主要有悬挂减重方式、斜床背部减重方式、水浮力减重方式等 [ 10 - 12 ] 。其中，悬挂减重方式因采用绷带在患者身体局部施加向上的作用力容易使患者感到不舒适；而斜床背部减重方式并未实现真正意义上的下肢步行训练；另外，水浮力减重方式需要穿戴特别制作的衣服在水中训练，举升力的高度和重心随着水位而变化，而且需要水池，故不方便日常训练使用；因此上述各种减重方式各具有其使用的局限性，限制了它们在临床中的推广应用。
此外，表面肌电信号（surface electromyogra-phy，SEMG）是评估神经肌肉功能的定量方法，可用于了解治疗前患者受损神经肌肉功能的状况及观察治疗前后患侧神经肌肉功能的改善，以评估治疗效果，并根据结果来调整和制定出具有针对性的个体化康复处方 [ 13 - 14 ] 。合理的下肢减重康复步行训练系统应由舒适的下肢减重支撑模块、神经肌肉功能状况评估模块、科学的下肢康复训练软件等部分组成。
为给下肢运动功能障碍患者提供更有效、舒适的减重步行康复训练环境，本研究设计研发了压差式气动减重康复步行训练系统。本系统采用空气压差（differential air pressure）技术进行减重，以辅助患者站立和行走。训练时将人体下半身置于密闭气囊内，由加压装置给气囊增压，通过调节气囊内的压力获得不同的举升力，在步行器带动下，患者可多自由度进行减重步行训练，同时配备了康复训练软件，能够实现患者表面肌电信号的采集和显示、患者信息的管理、训练过程的监测、训练条件及训练报告的保存，以更加科学的方式实现康复训练。本系统采用压差式气动减重的设计方案，支撑力作用点接近人体实际重心，具有易于实现站立平衡，与患者生理状况适配性好、安全性高等特点，同时可实现大范围、精确迅速地调节减重程度，对步行训练智能系统的设计提供了新的实现形式，有助于人体康复训练系统的进一步研究。
1. 系统总体设计
该训练系统主要由步行器、气压减重装置、表面肌电信号采集装置、康复训练软件等组成。步行器能够精确设定跑步速度、跑步时间等参数；气压减重装置能够精确地控制患者的减重量；表面肌电信号采集装置能够采集患者下肢步行训练时的表面肌电信号并传送到上位机；康复训练软件能够实现表面肌电信号的实时显示、患者信息的管理、训练过程的监测、训练条件及训练报告的保存等功能。系统的总体结构框架如 图 1 所示，已成型的系统整体实物如 图 2 所示。
2. 系统硬件设计
2.1. 步行器及控制面板设计
如 图 2 所示，本系统将步行器置于气囊内，由电动机的动力为患者的步行提供助力。设计步行器的步行训练面积为 101×32 cm 2 ；根据 2010 年国民体质监测报告显示，成年人平均体重为 70 kg，因此设计步行器的最大承重量为 120 kg [ 15 ] ，以满足大多数患者的减重步行训练需求；步行器速度设计为 1～8 km/h，以提供合适的速度范围，满足不同患者对不同速度的需要。
为了实现精确控制减重量，在步行器的下方装有压力传感器（TH4801，博通电子技术/合肥）和压力变送装置（TH4805，博通电子技术/合肥），如 图 3 所示。两者结合共同完成对足底压力信号的滤波、去噪、放大，以得到稳定可信的足底压力信号，该压力传感器误差精度为±0.05% F.S，由 24 V 直流电源供电，输出 0～5 V 的模拟电压对应 0～200 kg 的重量；考虑到步行时对跑带冲击的影响，将采集频率定为 50 Hz，以确保运动时动态测量的精度；为增加压力测量精度，用 50 kg、100 kg、150 kg、200 kg 的标定砝码测取对应传感器信号的电压值，以此求出线性标定曲线，其线性方程为 y =0.025 3 x +0.075 8，其中 y 为电压值， x 为所测物体质量。
为调节气压减重装置和步行器的各项参数，该康复训练系统配有控制面板，如 图 4 所示。该控制装置可通过控制面板上的按键，开始、停止步行器和气压减重装置，设置训练的速度和减重大小，同时记录步行器的运行时间以控制下肢康复训练强度。
控制面板左侧区域主要控制步行器的各项参数，实时状态显示在左侧的液晶屏幕上；控制面板右侧区域主要控制气压减重装置各项参数，减重运行指示灯（RUN）亮表明气压减重装置处于运行状态，减重停止指示灯（STOP）亮表明气压减重装置处于停止状态，减重量的大小在右侧数码管显示。
2.2. 气体压差减重设计
2.2.1 气体压力减重原理 该系统采用了空气压差技术来减轻患者下肢所承受的重量。空气压力差 Δ P = P 2– P 1，其中 P 2 为气囊内的空气压强， P 1 为大气压强，他们之间产生一个压强差 Δ P ，该压强差作用在气囊和密封短裤所围成的截面积 S 上，产生一个向上的提升力 F =Δ P · S 。这个向上的力与患者所受重力方向相反，可与重力进行部分抵消，以实现减重目的。
2.2.2 气体压力控制 减重量大小由气体压力的大小控制。该系统的气体压力控制采用排气阀自动调节。该系统的增压采用鼓风机（RB-400AS，贝雷克机械/中国）持续充气的方式，其最大静压输出为 11 kPa，流量为 1.5 m 3 /min，能够满足系统对充气时间和充气压力的需求。
为了能够精确控制气囊内气体的压力，排气阀采用两位两通低压差比例电磁阀（DS6024，宝得/德国）配以比例-积分-微分控制器（proportion-Integral-Derivative，PID）（MA8611，宝得/德国），比例电磁阀工作曲线如 图 5 所示。通过控制加在其控制端的电压（0～10 V）以控制比例电磁阀的开度从而控制气体排放的流量， K Vs 是比例阀的最大流量， K V 是对应控制端电压的实时流量。
PID 控制又称 PID 调节，PID 控制是根据系统的误差，利用比例、积分、微分计算出输入值然后进行控制，把系统的输出值作为反馈，与系统的给定值进行运算后，将所得误差加到系统的输入端从而调节系统的输出值。控制原理如 图 6 所示，系统的输入值是根据输出值实时变化，最终构成闭环系统，从而精确地调节系统的输出值。PID 控制器中的误差是由给定值 r （ t ）和实际的输出值 y （ t ）所组成。给定值与输出值之间偏差 s （ t ）为：
PID 的控制规律为：
式中 kp 为比例系数， T I 为积分时间常数， T D 为微分时间常数。其中比例环节能够成比例的反映偏差信号 s （ t ），通过控制 kp 可以提高系统的稳态精度；积分环节可以用来消除静态误差以提高整个系统的精度；微分环节用来反映 s （ t ）的变化趋势，以有效加快系统调节速度从而缩短调节时间 [ 16 ] 。
PID 控制器自带有反馈端，反馈端信号为气囊内的气压值，从而构成闭环调节系统。当设定的气压值与实际反馈端的气压值不相同时，PID 控制器调节比例阀达到调节排气流量的目的，直到所设定的气压值和实际的气压值相等，从而提高了气囊内气体压力的控制精度。
2.2.3 气体压力控制硬件电路设计 本文系统的硬件电路主要包括微控制器（microcontroller unit，MCU）模块、足底压力及气体压力信号采集模块、气体压力控制模块、加压装置模块、串口通信模块和电源系统模块等，整体硬件电路框图如 图 7 所示。气压减重装置硬件模块以微控制器（MSP430F149，德州仪器/美国）为核心，重量压力传感器以及气体压力传感器把人体重量及气体压力信号传送到信号采集模块，信号采集模块经过处理把体重及压力信号传送到控制器的模数转换（analog-to-digital，A/D）模块转换为数字信号以供微控制器处理；气体压力控制模块主要由 PID 控制器和比例阀组成，微控制器把设定气压值的数字量通过数模转换（digital-to-analog，D/A）模块转换为对应的模拟量传送到气体压力控制模块完成对气体压力的精确控制；加压装置模块主要由鼓风机及其驱动电路组成，微控制器根据串口通信模块所传输的命令通过驱动电路模块控制加压装置的启动与停止；串口通信模块主要完成和上位机的串口通信，以使整个系统协调运行。
2.3. 肌电采集装置设计
表面肌电信号是经表面电极引导所获得的神经肌肉系统的生物电时间序列信号。因表面肌电信号的幅值范围是 2 μV～5 mV，且易受到外界及人体自身其它电生理信号的干扰，故采用三点式电极拾取表面肌电信号 [ 17 ] 。本肌电信号采集装置由肌电信号放大器（EMG100C，Biopac/美国）和数据采集卡（PCI1716L，研华科技/中国台湾）组成，其工作原理框图如 图 8 所示。
表面肌电信号首先通过前置放大电路完成初级放大，并采用共模反馈消除法进一步提高共模抑制比；工频干扰存在于空间中，因此设计有 50 Hz 陷波电路以滤除工频干扰；有效表面肌电信号的频率范围是 10～500 Hz，高通滤波电路的截止频率为 10 Hz，低通滤波电路的截止频率为 500 Hz；将滤波后的有效表面肌电信号，经 PCI1716L 数据采集卡转变成数字信号后，再传送到主控计算机供康复训练软件绘制表面肌电信号波形。通过绘制表面肌电信号波形，对患者下肢训练过程中相关肌肉群肌电信号的幅值变化进行检测，用以评估下肢康复训练的效果。
3. 康复训练软件设计
康复训练软件主要的功能包括训练过程监测、表面肌电信号的采集及显示、患者信息管理、训练条件及训练报告的保存等，其整体工作流程如 图 9 所示。
患者在训练之前首先录入患者信息并保存，以便于患者信息的管理。训练开始之后训练界面可以显示表面肌电信号的波形以监测在下肢康复训练运动过程中表面肌电信号的变化。训练结束后该软件系统可以把训练数据生成报告保存，以方便实时查看训练效果。利用软件系统，可采集 4 路肌电信号，方便对多个部位的肌电信号进行提取，该软件系统采集的表面肌电信号波形如 图 10 所示。采集表面肌电信号的频率为 2 kHz，所得信号与肌电测试系统（ME6000，Mega/芬兰）验证后波形符合。
4. 系统减重可靠性测试
本研究招募了 10 名正常受试者利用该系统进行下肢初始承重量、最大减重后下肢承重量、人体最大减重百分比等参数的测试。所有受试者均穿上密封短裤和气囊密封连接，站立在步行器上，通过读取步行器压力传感器数据获得人体的重量。本试验分别对所有受试者进行两次测试，测试时间间隔 2 天，两次测试时测试环境明亮、透风，基本视为无环境影响因素，所测得人体初始承重量、最大减重后承重量和人体最大减重百分比如 表 1 所示。
表 1
The test data about initial bearing weight，bearing weight after maximum weight loss and weight loss percentage of lower limb
下肢初始承重量、最大减重后承重量和减重百分比试验数据
| 受试者序号 | 1 | 2 | 3 | 4 | 5 | 6 | 7 | 8 | 9 | 10 | ICC | ||
| 下肢初始承重量/kg | 测试 1 | 40.4 | 70.7 | 76.0 | 68.7 | 58.0 | 55.9 | 44.5 | 52.3 | 52.6 | 49.5 | 56.9±11.63 | 0.996 |
| 测试 2 | 42.5 | 70.7 | 76.4 | 67.4 | 56.7 | 53.2 | 44.6 | 52.7 | 52.1 | 47.1 | 56.3±11.48 | ||
| 最大减重后承重量/kg | 测试 1 | 2.0 | 8.5 | 11.6 | 7.4 | 5.4 | 4.6 | 3.1 | 3.7 | 3.9 | 3.3 | 5.3± 2.96 | 0.917 |
| 测试 2 | 1.7 | 4.9 | 10.6 | 6.9 | 7.1 | 5.5 | 3.2 | 4.7 | 4.5 | 1.3 | 5.0± 2.74 | ||
| 人体减重百分比（%） | 测试 1 | 95.0 | 88.0 | 84.7 | 89.2 | 90.7 | 91.8 | 93.0 | 93.0 | 92.6 | 93.3 | 91.1± 0.03 | 0.803 |
| 测试 2 | 96.0 | 93.1 | 86.1 | 90.0 | 87.5 | 89.7 | 92.8 | 91.1 | 91.4 | 97.2 | 91.5± 0.03 | ||
把两次试验的测试数据使用数据统计分析软件 SPSS13.0 计算组内相关系数（intraclass corre-lation coefficient，ICC）。测试结果显示，下肢初始承重量的 ICC 为 0.996，最大减重后下肢称重量 ICC 为 0.917，人体最大减重百分比 ICC 为 0.803，测试结果的组内相关系数均大于 0.6，说明该训练系统具有良好的可靠性。
5. 讨论
下肢减重康复步行训练作为下肢康复治疗的一种有效手段，能有效减轻下肢负荷，帮助患者快速康复，目前已经越来越多地被应用到因运动损伤、车祸、疾病等引起的下肢运动功能障碍患者的物理康复训练中。
现有的步行训练系统多采用悬挂直立式减重，重心随绷带的摆动易让人产生不安全感且长时间的训练易使患者疲惫和被支撑部位不适，本研究开发的压差式气动减重康复步行训练系统采用空气压差技术进行减重，支撑力的作用点非常接近人体重心位置，有助于实现平衡，并且患者腰部四周被气囊环绕，极大地提高了患者使用的安全系数，使下肢的运动更自然，更符合实际生理状况；向上的提升力可以很容易地迅速调节，其与空气压强成正比，可以实现大范围、精确迅速地调节减重量。
该系统使用时只需患者穿着气囊短裤，进入训练器后将四周气囊框架竖起，操作简便，同时设有漏气检测反馈，气囊漏气时会自动补充气体，同时发出警报保证患者训练安全。系统还能够对肌电信号进行检测，为临床提供相关数据以评估下肢康复训练的效果，可使制定的康复训练方案更加合理；该训练系统也可以对下肢康复患者的信息进行科学、规范的管理；对训练的结果生成报告以便于查看。
然而，本研究的步行康复训练系统尚不能对患者的步行运动过程中的动态平衡功能进行监测和评估，此项功能拟待本课题组未来进一步开发研究。
Funding Statement
上海市经信委引进技术的吸收与创新计划资助项目（12CH-06）
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Articles from
Sheng Wu Yi Xue Gong Cheng Xue Za Zhi = Journal of Biomedical Engineering
are provided here courtesy of
West China Hospital of Sichuan University
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