CN107635622A - 用于组合地在仰卧位或部分卧位训练人的下肢和在竖直位置训练行走的装置 - Google Patents

用于组合地在仰卧位或部分卧位训练人的下肢和在竖直位置训练行走的装置 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于训练人的下肢的装置，包括：基础框架(4)；支撑人(1)的工作台(2)；至少一个机动化机械矫形器，所述机动化机械矫形器被安排成与所述人(1)的至少一个下肢构成接口连接，使得所述下肢和所述矫形器的运动是相联系且相同的，所述矫形器附接到所述工作台(2)的一端；以及用于功能性电刺激和用于测量肌电图的装置(24，25)，所述装置包括至少一对刺激和测量电极(28，29)，所述刺激和测量电极旨在作用在所述下肢的肌肉或肌肉群上，并用于刺激所述肌肉或肌肉群，以及用于测量所述肌肉或肌肉群的反应，其特征在于，所述装置还包括举升机构(3)以及用于使所述工作台(2)倾斜的机构，所述举升机构能够相对于所述基础框架(4)在使得所述人(1)易于转移和安置的低位置、中间工作位置、和能够使得所述人(1)以站立位置训练的举升位置之间改变所述工作台(2)的竖直位置，所述用于使所述工作台倾斜的机构能够相对于所述基础框架(4)具体地在使所述人(1)定位成仰卧位位置的水平位置与使所述人(1)处在站立位置的竖直位置之间改变所述工作台(2)的倾斜度，用于举升和倾斜所述工作台(2)的机构的组合允许了所述矫形器跨所述下肢的对应的整个生理运动范围的活动性。

Description

用于组合地在仰卧位或部分卧位训练人的下肢和在竖直位置 训练行走的装置
发明领域
本发明的领域涉及一种装置，所述装置允许用于组合地在仰卧位或部分卧位位置再培训和/或训练人的下肢的活动性、力量和耐力和在竖直位置训练步态，尤其用于在运动障碍或神经运动障碍之后的康复，例如像，截瘫、偏瘫或在脑瘫的情况下；并且在体育运动领域中用于创伤后功能性再培训和/或训练。
现有技术
在斜卧位置或就座位置练习人下肢活动性的装置是已知的；它们是简单的蹬踏装置，通常是测力自行车类型的，例如像StimMaster和ERGYS2装置，或者是允许用于腿部对抗负荷阻力的伸展的装置，通常称为“腿部推蹬”，例如像CON-TREX装置。一些装置得益于神经肌肉电刺激的辅助。
具有外骨骼类型的结构、辅以设定为闭环模式的神经肌肉电刺激的用于活动下肢的装置中的最先进的装置在专利US 7,381,192中有所描述并以销售参考名MotionmakerTM进行销售。这种装置可以在下肢关节的生理范围的整个范围上训练活动性、肌肉力量和耐力。然而，这种装置确实存在一些缺点。具体地，所述装置不能进行快速运动，因为对外骨骼类型的结构进行致动的马达功率有限，这是因为其尺寸由于所述马达被固定到移动式外骨骼上而也是受限的。出于同样的原因，这种装置在“腿部推蹬”类型的下肢伸展练习中递送的最大力量只有每条腿250牛顿，非常不足以允许健康人和/或只是轻瘫的人训练，健康人的“腿部推蹬”型训练所必需的力量必须具有每条腿2000牛顿的量级。
已知在站立位置练习人步态训练的其他装置；与其他情况相比它们更经常是利用机动跑步机的装置，使用者被减轻他或她体重的系统、通常是借助于跳伞员式穿戴具支撑在机动跑步机上，并且通过腿部矫形器或腿部支架来辅助其在跑步机上的步态训练，而这些元件的重量可以由互补的减压元件(例如平行四边形支撑件)来支撑。专利US 6,821,233描述了这样的装置。这种类型的装置的一种变体使用由两个机动运动板构成的系统来取代机动跑步机，这些板各自旨在支撑使用者的一只脚。所述板执行交替的向前和向后的机动运动，所述机动运动确定了腿部的类似于步态运动的交替运动。GangTrainer和HapticWalker装置使用这种变体。由专利US6,685,658描述的另一种装置由机动工作台组成，所述机动工作台用于将使用者安排成竖直状态，使他或她能够从仰卧位位置切换到竖直位置，随后将脚放置在具有交替机动运动的两个可动板上。
以上阐述的在现有技术的内容中的装置具有的缺点是并不是多用途的，因为它们是以斜卧位置或是以就座位置来练习下肢的活动性和练习所述活动性的力量和耐力训练的专用装置，或者是以竖直位置练习步态训练的其他专用装置。
因此，需要改进所提出的系统和方法，以更好地解决针对下肢的运动和运动性功能的全面与早期康复的生理需求，并促进和简化系统操作者的任务，同时保证完全可靠且有效的解决方案。
本发明的目的是能够通过单件且多用途的装置来执行神经疾病患者(瘫痪或麻痹)的下肢的早期全面功能性再培训和/或健康人的训练，这是对在仰卧位或部分卧位位置下对抗可调整的负荷阻力来训练肢体的活动性、力量和耐力，与，在站立(竖直)位置下的步态的早期训练加以组合来实现的。
发明描述
本发明涉及一种用于组合地在仰卧位或部分卧位位置训练人的下肢和在竖直位置训练人的步态的装置。
众所周知，四肢失去移动能力(尤其是瘫痪)的结果是可以通过以下一系列并发症而加重的重度功能障碍：肌肉萎缩、焦痂、痉挛、骨质疏松、循环障碍或肌肉肌腱以及被膜韧带回缩。
肌肉肌腱回缩具有关联的肌肉萎缩。其结果是肌肉失去其力量及其耐力。因此，它失去了其提供功能性工作的能力。
被膜韧带回缩也是一个主要的和非常常见的并发症，可能激发关节幅度受限(强直)和异常姿势。随着时间的推移，它还可能对关节软骨产生影响。
因此，对于防止这些不同的并发症、并且具体的是肌肉肌腱关节问题而言，有必要通过从他或她受伤开始经常使患者通过基于损伤来很好地建立的程序来运动以加强下肢的肌肉组织和耐力。
还有必要尽可能快地将患者置于竖直位置(站立位置)，以便使他或她处在确保不同代谢和许多生理功能的调节的生理位置，然后开始运动功能的早期训练，这是使步态恢复到最佳水平的主要目标之一。
理想地，对肢体的行动性和步态的训练必须尽可能在与给定患者的具体情况相配的最早时间开始。普遍地，训练必须能够避免使这种不活动进一步促进对运动功能的忽视，以及在神经疾病患者中促进对带有运动功能丧失的神经变性的忽视。训练对于保持神经活动至关重要，直到显示出潜在的重建自主行为。
在神经疾病患者中，神经损伤最常见的是局部的，并且例如只有20％的截瘫者患有脊髓的完全损伤，而80％仅显示为脊髓的部分损伤。
大多数具有部分脑或髓质神经损伤的神经疾病患者展现了基于中枢神经系统的较大的“可塑性”机能(尤其是基于“替代可塑性”的能力)的功能恢复潜力，也就是说，由于病灶下的神经回路的再建，未受损的、仍然健康的神经回路可以取代被破坏的神经回路来确保其功能。
可以刺激这种替代可塑性，因为在大多数情况下，它是通过由本体感受神经系统提供给中枢神经系统的神经信号来决定的，并且甚至更具体地是由在本体感受神经系统与相关肌肉的运动神经(阿尔法运动神经元)之间产生的闭合调节回路来决定的。
在这里有必要回顾关键点：任何负责运动的肌肉的收缩都受到所述肌肉所依赖的本体感受神经系统的控制。这种神经系统包括本体感受器，所述本体感受器是在敏感神经纤维的原点处对由身体运动产生的刺激敏感的受体。这些受体位于骨、关节和肌肉附近。本体感受神经系统(其代表深部敏感性)与其控制的肌肉形成了闭环调节系统，微妙而准确，其允许控制身体的运动和位置。
在本体感受神经系统的情况下，肌肉起主要作用，因为它们含有两种必要的本体感受器，即神经肌梭，主要是通过传递关于它们所属的肌肉的长度和此长度的变化率及高尔基腱器官的信息、以及通过传递关于它们所属的肌腱的张力(力)度以及由此所涉及的肌肉所施加的力的信息，将与其环境有关的身体的肢体部段的位置和运动通知给中枢神经系统。
上述的结果是这两种肌内本体感受器在控制位置和运动方面起着根本作用。然而，这两种类型的肌内本体感受器共有的特征是，它们仅对其拉伸敏感，并且在没有拉伸的情况下它们保持沉默。
同时，由肌内本体感受器提供的信息允许通过由其髓源性运动神经元(换句话说，是通过其阿尔法运动神经元)传递给此肌肉的运动神经传导的调节来严格控制肌肉的收缩。
以下示例充分证明了这种共同的根本特征的重要性。通常，给定关节的柔性肌肉的自主收缩激发所述关节的屈曲运动。这种缩短所述肌肉的收缩决定了肌肉的肌腱张力，其力度由高尔基腱器官传递给中枢神经系统，而所述肌肉的神经肌梭(通过伽马运动神经元)与此肌肉的收缩共激活，并实时地将肌肉的长度和此长度的变化率传递给中枢神经系统。在这种情况下，所有与传递给中枢神经系统的关节屈曲运动有关的本体感知信息都是正确的。
在与自主运动相反的情况下，关节的屈曲运动由手动的或自动的外部器件被动地激发，所诱发的运动激发了施加在肌肉上的被动缩短，因此没有张力传递到所述肌肉的肌腱，并且在没有张力的情况下，高尔基器官保持沉默，并且由此没有通过肌肉被动缩短而共激活的神经肌梭也保持沉默。在这种情况下，没有将本体感受信息传递给中枢神经系统。
以上示例则强调了由手动或自动外部器件施加的被动运动所导致的主要缺点。显而易见的是，这种运动不会向中枢神经系统传递对于替代可塑性的有效刺激至关重要的先前的本体感受信息，并且甚至可以证明适得其反。
上述结果是，肌肉积极参与对下肢的有效训练是必要的，并且不能忽视。
因此，在展现出自主肌肉收缩的运动神经元控制不足或缺乏的神经疾病患者中，以闭环模式实时调节的局部麻痹的或瘫痪的肌肉的功能性电刺激(FES)是选择用于激发受控的肌肉收缩的方案，其能够将适当的本体感受信息传递给中枢神经系统。这种CLIMFES(闭环集成肌动描记法功能性电刺激)类型的刺激的另一个优点是能够在力、速率和关节幅度方面产生和控制肢体的所有生理关节运动。
再培训训练的关键目标是让患者康复，然后维持下肢的功能性工作能力(有些像“健身”水平)，这些能力在最大程度上能够支撑处在竖直位置的身体的重量，或甚至更好地能够从就座位置、甚至下蹲位置转换成竖直位置，并且反之亦然。只有在这个阶段，患者才会真正能够以最佳效益提早进行双足步态过程的特定训练。
实现上述目的优选地涉及尽可能像实际的和正常的运动和步态的训练运动模式。为此，至关重要的是确保由肌肉向中枢神经系统提供的本体感受信息尽可能地接近类似的自主运动所产生的信息。其结果是，必须通过遵循相关肌肉积极参与的与初始自主运动最接近的可能的模仿、并且通过严谨地遵循与这些初始运动相反的负荷阻力来执行所训练的运动。
在早期训练双足步态过程的具体情况下，开始时严谨地遵循对抗三部段下肢的运动的自然负荷阻力的运动学和动力学特性就足够了，即髋关节上的股部的屈曲伸展运动、膝关节上的腿部的屈曲伸展运动和踝关节上的脚部运动的顺序，以适当地刺激替代可塑性，然后如有必要，能够观察步态的运动恢复的最先出现的迹象。在有经检验的恢复迹象的情况下，将会更有效地考虑尤其是考虑到骨盆的具体的自然运动的、更复杂的在地面上的自然步态训练。
另一个目标是通过所涉及的肌肉的表面肌电图(EMG)来为再培训者提供恢复自主功能活动的潜在能力的早期指标和可靠的前兆，然后能够在整个相继的训练过程中追踪此恢复阶段的进展。
迄今为止，还没有用于组合地在仰卧位或部分卧位位置训练神经疾病患者的下肢和在竖直位置训练患者的步态的单件式且多用途的装置，这种装置符合上述条件，以便能够遵循对中枢神经系统损伤之后不可能进行的或受限的自主活动的最接近的模仿来对下肢进行生理训练，并且由此可以通过集成表面肌电图系统(EMG)来评估功能性运动恢复的早期迹象及其随时间的进展程度。
本发明的目的是提出一种用于组合地训练下肢与早期训练步态的单件式且多用途的装置，这种装置没有以上列出的缺点(缺陷)，并且满足上述条件，以通过遵循对自主的主动训练的最接近的可能模仿、并结合通过集成表面肌电图(EMG)对结果及其随时间的进展的评估来确保最佳的生理训练以便对下肢进行再培训、然后进行步态训练。
将通常指派给两种不同类型的装置的所有功能性功能组合在单个多用途装置中提供了以下优点，即这种单个且紧凑的装置可以节省大量空间并极大地方便操作者的工作，这具体地是通过在同一装置可供使用的功能性的范围。
为此，本发明涉及如权利要求1所限定的用于训练下肢的装置。
详细说明
作为示例性实施例给出的以下描述参考了附图，在附图中：
-图1示意性地展示了根据本发明的装置处于其低的水平位置的执行模式，从而允许患者初始置于仰卧位位置；
-图2和图3示意性地示出了两个位置，分别是图2中的处在部分卧位位置的中间渐变位置以及图3中的竖直位置(患者站立)；
-图4a和图4b示意性地示出了图1的装置的功能矫形器处于屈曲状态4a和伸展状态4b的两个极限位置；
-图5示出了旨在将患者尤其以图2和图3的位置支撑和固持在所述装置上的跳伞员式穿戴具；
-图6示出了根据本发明的所有系统的框图。
根据图1中表示的装置的示例性实施例，所述装置包括工作台2，所述工作台被安排和铰接于基于剪状的移动式升降机构3上，这样使得最初处于水平的所述工作台可以逐渐升高并倾斜，然后被转位成任何中间位置(如图2所展示的)，直至图3所展示的最终的竖直位置。基于剪状的移动式升降机构3本身安排在配备有脚轮5的基础框架4上。在工作台2的铰接端处，通过关节6、并通过高度可调的支撑件7固定了两个完全相同的外骨骼型的功能矫形器，换句话说，是患者1的每条腿一个功能矫形器。适当地铺垫后的工作台2旨在在初始仰卧位位置支撑患者的背部和骨盆。两个矫形器各自构成由通过关节11、12链接的三个部段8、9、10做成的串列型机器人系统。
矫形器各自被安排成产生用于支撑和引导下肢的外骨骼，从而因此确保了与构成下肢的三个身体部段(即股部、腿部和脚部)的机械接口连接。
为此，并且参考图2，下肢的部段(股部和腿部)可以通过槽状有垫支撑件13、14和联接到矫形结构上的“维可牢”式闭合束带15、16来联接到机械矫形器的相应部段8、9上。
股部8和腿部9的矫形部段由伸缩管做成，所述伸缩管的长度可以与患者的形态相适配，其方式为使得髋部6、膝部11和踝部12的矫形关节在功能性方面与患者的相应的生理关节一致。第三矫形部段10构成了脚部支撑件。通过柔性结构将脚部固定地压在此脚部支撑件上，所述柔性结构类似于鞋的上部结构、能够通过带有“维可牢”式闭合件的柔性舌片17而牢固地关闭。
人类肢体的解剖结构和生物力学显示出串列式关节和肌肉结构。因此，所描述的将下肢的身体部段紧密联接到相应的串列式矫形部段上的接口连接构成了功能单元：肢体和矫形器的运动因此将被联接并完全相同。
因此，所述矫形器的串列式的机器人结构允许其理想地与肢体部段的特定串列结构合作，并且确保在生理水平上的最有可能的拟态，从而使之有可能以相同的简单性和有效性来执行靠近的肌肉链的训练和关节训练两者，例如像“腿部推蹬”、蹬踏和步态过程，以及具有针对给定关节和所涉及的肌肉的所有必需的开链精度的特定训练。
然而，也可以使用并列式运动器件来制造矫形器而不脱离本发明的范围。
每个矫形器的仅包括单个运动器件链的串列式运动器件是最简单的。这种串列系统的优点是相当多的，因为此系统可以非常容易地针对患者的形态加以调整。它可以容易且自动地折叠。由于三个关节是独立的，所以控制非常简单。
但最重要的是，如图4a和图4b所展现的，这种系统所允许的关节活动性是最大的，并且允许在其整个生理范围上对关节活动性最佳的训练。实际上，这种训练针对这些关节各自分别要求以下伸展和屈曲运动幅度：
-髋关节：-30°至120°
-膝关节：-10°至130°
-踝关节：-25°至45°
包括髋关节、膝关节和踝关节的三个关节的外骨骼型串列矫形器被在外侧放置在下肢的两侧。每个关节由连杆-曲柄式机构和机动传动器来驱动。这种机构能够经由连杆来致动曲柄。所述连杆在轻型医疗机器人的惯例中是一个像柱塞缸一样滑动的螺杆。通过其旋转受电动马达所控制的螺母来获得伸缩运动，从而将马达和螺母的旋转转换成施加给矫形器的关节的平移运动。蜗杆也用作减速装置。这种“传统”解决方案提供了成本合理和确保设备便于本地控制的优点。
然而，这种解决方案显示了许多缺点：
所述电动致动器具有低的动力重量比，所述动力重量比是由致动器产生的动力与其重量之间的比率。减速比是固定和受限的。
所传递的速度和扭矩取决于减速比：低减速比允许较大的速度但扭矩较小，高减速比降低速度但增加扭矩。
电动致动器的能力也受到马达发热的限制，因此必然导致马达是尺寸过大的。
在根据本发明的装置的具体情况下，膝关节和踝关节的致动器代表临界重量，因为它们通常由经常由自身处于悬吊位置的矫形器所“承载”。因此，随着矫形器运动速度的增加，质量惯性本身变得更加重要。
先前生产这种具有电动的且经过适当计算的致动器的装置的结果是，腿部的矫形器的力量和速度可能仅被证明仅仅与确保对瘫痪下肢的初始训练相兼容。然而，可用的速度和动力被证明不足以确保和控制根据本发明的装置的肢体运动，并且特别是承受以站立位置进行步态过程训练的患者的全部重量。
在根据本发明的装置的情况下，一个目的是，尤其在通过对抗负荷阻力完全伸展腿部(“腿部推蹬”练习)进行力量训练的情况下获得最大速度1米/秒下的最大力量2000牛顿。
另一个目的是，在以站立位置在矫形器的脚部支撑件10上进行步态训练的情况下，使得腿部矫形器能够在步态周期的着地阶段中支撑患者的全部重量。要牢记的是，规定的是患者的最大容许重量为140kg，并且在着地阶段，这个重量增加了20％的量级以上，所要承受的总重量为大约170kg。因此，目标最大力2000牛顿是必要的。
为了克服先前描述的电动致动器的所有缺点并满足本发明的要求，提供的是使得根据本发明的装置装备液压致动器。所述液压致动器提供了以下优点：动力重量比与电动致动器相比大5到10倍、非常高的加速能力、和高致动速度，即便在最大扭矩下也是如此。
液压致动器的这些特征和非常大的刚性允许没有减速装置地直接驱动矫形器的关节，非常适合矫形器的关节的分布式运动并允许流体运动。
电动致动器的另一个缺点是它们的操作证明为过于嘈杂：当与其减速装置相关联时，它们发出具有尖锐性质的不愉快的噪音，在矫形机器人装置内同时操作的多个致动器会增加更甚。这样的噪音对使用者及其环境造成有证据的损害。
相比之下，液压致动器的系统提供了几乎静音操作的优点，这提供了很好的使用者舒适性。
液压系统中唯一略有嘈杂的元件是泵和电伺服阀，它们可以在隔音中央单元中组合在一起。
最后，与电动致动器相比，液压致动器提供了不发射电磁干扰的额外优点。这种优点在如稍后将描述的那样与致动器的操作相组合地在紧邻区域中使用集成肌电图测量系统(EMG)时是显著的。
如图1所示，膝部11和踝部12的矫形关节是连杆-曲柄型的。所述连杆是具有双作用液压缸18和19的杆。在这种安排中，连杆具有做与联接到曲柄上的摆动运动相关联的平移运动的端部。
要求总转动能力为150°的髋部矫形关节不能是连杆-曲柄型的。为此，使用旋转液压缸20。
每个液压缸配备有位置传感器，每个矫形关节配备有绝对角位置传感器33以及力和扭矩传感器34。
由于针对矫形器的活动能力采用液压致动器系统，还提供了使用液压致动器来对应地通过液压缸致动工作台2的基于剪状的移动式升降机构3，并通过缸21来逐步致动从图1所表示的工作台2的水平位置到图3所表示的所述工作台的竖直位置的转换，并将其挂到转位成如图2中所表示的任何中间倾斜位置。
图5通过示例的方式展示了用于将人支撑在容纳工作台2上的完整的穿戴具(37)。这种穿戴具包括主骨盆带，所述主骨盆带通过其背部部分而固定到所述工作台上。这种带配备有腿部束带型的底部部分(39)(旨在特别是在竖直位置中支撑患者的重量)以及稳定腹带。
肩部束带(38)还附接到骨盆带的后上部。肩部束带的另一端在患者的肩部后面附接到容纳工作台2上。所有的穿戴具被设计成可以针对给定人员的尺寸进行完美的调节。
所述穿戴具具有三种功能：1)人的侧向稳定，2)在处于仰卧位位置下和处于中间部分卧位位置时，所述肩部束带抵消在训练练习期间施加的反作用力，特别是在“腿部推蹬”练习的情况下，以及3)在处于站立位置进行步态练习时，所述腿部束带支撑人的重量。
参考图6，此图通过示例性实施例的方式示出了下文阐述的根据本发明的系统的框图。
中央控制单元22含有微型计算机23，所述微型计算机是用于进行编程、处理数据和控制所有系统的中央单元。此微型计算机连接至如下所述的多种不同模块或单元。微型计算机23与至少一个神经肌肉电刺激模块24相连接。
刺激模块24的每个输出通道连接开关站27，所述开关站负责管理一对电极28和29。
微型计算机23还与至少一个肌电图(EMG)测量模块25相连接，所述测量模块的测量输入通道连接开关站27。
微型计算机23还直接与开关站27相连接。
微型计算机23还与管理和控制单元32相连接，所述管理和控制单元具有EMG系统的一对参考电极30和31，所述电极连接到所述系统的大地。
总体而言，上文展现的和根据本发明应用的模块化神经肌肉刺激和肌电图测量系统构成了在瑞士专利申请号00262/15中和在国际专利申请PCT/IB2016/050896中详细描述的“多通道功能性电刺激(FES)和肌电图测量(EMG)系统。
微型计算机23还与用于电子识别的至少一个管理和控制单元26和结合在电极28和29和电极30和31中的验证微芯片相连接。在标题为“具有结合的电子微型芯片的表面经皮电极”的瑞士专利申请号00263/15和国际专利申请PCT/IB2016/050896中详细描述了根据本发明应用的这种电极识别和验证系统。
微型计算机23还与结合在矫形器的各个关节6、11和12，工作台2的基于剪形的升降机构3的液压致动器，以及在工作台2的倾斜致动器21的每一者中的位置传感器33相连接。
微型计算机23还与可以通过液压缸18、19和20来运动或制动的矫形器的各个关节6、11和12中所结合的力和扭矩传感器34相连接。
位置传感器33以及力和扭矩传感器34实时地将其信息传送给微型计算机23。中央控制单元22的所述管理微型计算机解释这些数据，这使得有可能实时地了解各个关节的关节角位置、加速度和角速度，以及其中形成的力和扭矩，以及工作台2在地面上方的位置的高度和所述工作台的倾斜角度，这样可以从初始水平位置逐渐变化到竖直位置。
因此，这种信息构成了关于各个关节在负荷阻力下的活动的综合反馈。这种技术反馈因此代替通常由本体感受神经系统传递给中枢神经系统的生理反馈。事实上，由矫形串列结构提供的技术反馈严密地模仿不充分的生理反馈。
微型计算机23还通过包括罐和泵的液压动力组36连接至对所递送的液压流进行控制的组35的每个电动液压伺服阀，连接至每个液压致动器(液压缸)18、19、20、21，并且连接至基于剪形的升降机构3。
微型计算机23最终连接至具有触摸屏的人/机界面37以用于由操作者对装置进行控制，所述人/机界面与“生物反馈”系统相组合，所述“生物反馈”系统通过在放置在练习人员前面的所述屏幕上来显示出指示已达到的或将要达到的表现水平的多种不同数据，以便尤其是激励和鼓励人员坚持下去。
专题文献强调了精神参与的重要性，这可以起到明显的、有益的有助于当前活动的补充作用。
由所谓的“顺应性”装置来控制根据训练程序的执行，所述装置将由执行所述训练而产生的多种不同数据(例如像最初编程的各个参数的任何执行偏差)存储在微型计算机23中。然后可以由操作员来查询和解释这种顺应性。
参考图1，示出所述装置处在其初始位置，其中所述工作台在其最低位置处容纳患者，例如在地面上方55cm处。在这个位置，用于调整支撑件7的高度的机构还可以降低用于将矫形器固定到工作台2上的关节6，以使所述矫形器缩回到如图1所示的所述工作台的水平以下。
通过使得矫形器缩回固定来容纳患者的这种工作台的低位安排使得所述患者易于从她或她的轮椅转移到所述工作台上。
然后，借助于基于剪形的升降机构3，可以使所述工作台升高到操作者的最佳高度，并且可以调整可调节支撑件7的高度而使关节6固定矫形器，以正确地与患者的髋部合作。对于操作者而言，工作台2与患者的高度的这个中间位置极大地方便了对股部8和腿部9的可伸缩矫形部段的长度的、对支撑件13和14的、以及它们的闭合束带15和16的人体测量调整(尤其是穿戴具(37)的调整)，以及电极的放置。
然后，通过对应地逐渐调整工作台2的高度及其在部分卧位位置的中间位置的倾斜度，使得患者的位置去到给定练习(例如像“腿部推蹬”或蹬踏，或甚至任何其他给定练习)的最佳训练位置。在图2中展示了中间位置的示例。
对应地逐渐调整工作台2的高度及其倾斜度使得可以在最终位置使得工作台2去到合适的高度并处在竖直位置，其中患者站在腿部矫形器的脚部支撑件10上，而他或她的自身重量由根据图5的穿戴具支撑。
在图3所示的此最终位置，患者准备开始步态训练过程。
所述装置的基本目的是能够以任何类型的适当控制的轨迹、由编程的固定或改变的负荷阻力来执行产生下肢运动。
计算给定运动的轨迹的运动学特性并将其存储在微型计算机23中。可以以总体逼真的方式再现这些给定轨迹的运动学特性，因为由液压致动器18、19、20来使其移动的两个功能矫形器各自构成了由三个部段8、9、10制成的串列式机器人系统，所述三个部段通过关节11、12相联接通过关节6联接到工作台2。结合在矫形器的各个所述关节中的位置传感器33以及力和扭矩传感器34允许对所述轨迹进行实时闭环调节。
最初，给定轨迹被计算为被动地重现，患者施加的力为零，仅考虑矫形器的特定重量和腿部的重量并且将其抵消，具体地是对抗重力。在这种情况下，受试者与矫形器之间没有主动的相互作用。
然后，健康受试者以自主的主动方式完成相同的轨迹，并适当地测量和记录所涉及的肌肉的肌电图(EMG)序列。可以使用应用于关节的不同负荷阻力值来重复所述过程。
可以在受试者的站立位置针对在步态周期中腿部的特定轨迹执行相同的过程。
在患者的全部重量由他或她的穿戴具支撑的同时，执行所述被动重现的轨迹(患者施加力为零)，这样导致完全没有施加到脚部支撑件10的力，并且因此没有通过所述脚部支撑件施加的反作用力。
然后，健康受试者以自主的主动方式完成相同的步态周期的轨迹，并适当地测量和记录所涉及的肌肉的肌电图(EMG)序列。必须针对施加到脚部支撑件10的力的不同值来重复这个过程从而引起由所述脚部支撑件施加的等效的反作用力，一种将对应于没有受到穿戴具支撑的受试者的重量比例的力。
可以通过由限定在脚部支撑件10与矫形髋关节6之间的圆半径长度的非常轻微的调节产生的所述脚部支撑件的轨迹的非常轻微的变化来获得施加到所述脚部支撑件的力的这种变化。当所述圆半径非常轻微地减小时，施加到脚部支撑件10的力增加，并且由所述脚部支撑件施加的反作用力相应地增加，这样引起了受试者的支撑穿戴具中的力的等效减轻。
所述圆半径的这种轻微调节的范围可以上至在脚部支撑件10上应用的全部体重，并且因此在穿戴具水平会完全松弛。
即使在这种极端的情况下，所述圆半径的必要缩短也并不会显著地妨碍矫形部段与腿部身体部段的充分配合，从而允许不受限制地正确地完成步态周期。
通过在步态周期过程中对所述圆半径进行相同的实时调节操作，就可以调节由脚部支撑件10施加的反作用力，以便对已知发生在自主步态周期过程中的地面反作用力的调节进行对应的严密模仿。
当由于所涉及的肌肉瘫痪或由于所述肌肉部分麻痹而不可能自主执行给定运动轨迹时，本发明的上述描述已经强调了由手动或自动外部手段引入的被动训练而引起的主要缺点、以及相比之下所涉及的肌肉的主动参与的完全原发的和生理上无可置疑的重要性。
还描述了，在这样的情况下，可以通过借助于在实时CLIMFES(闭环集成肌动描记法功能性电刺激)型中以闭环模式进行调整的肌肉的功能性电刺激对肌肉进行刺激来有效地引发肌肉的主动参与。
为了产生这样的刺激，通常对每块给定肌肉进行包括刺激强度(mA)的复杂的初步建模。所述模型还考虑了关节角度的影响。这是由两个三次函数建模的，在双关节肌肉的情况中每个关节一个三次函数。这种识别是在多种不同确定的角度和强度下完成的。因此，力量强度和力量位置关系的总识别时间是大约10分钟。这种类型的建模的最终结果是，适配的调节器是复杂的。已经具体在专利US 7,381,192中描述了这样的建模。
建模和调节器的复杂性、必须执行的计算的数量和复杂性减慢了进程、以及尤其是在每次训练之前需要10分钟的识别时间具有许多缺点。
根据本发明，应用了克服上述缺点的不同刺激策略。
所述装置包括用于对执行所定义的轨迹中所涉及的所有肌肉的肌电图序列(EMG)进行先前测量和记录的集成系统，这种序列贯穿所述轨迹并且针对每块肌肉都根据其EMG的位置定义了刺激窗口，这样也防止在非生理时刻刺激所述肌肉。继所述刺激窗口之后还伴随着力位置关系。力强度关系也是基于EMG测量的。
对于由健康受试者以自主的主动方式没有本发明的装置的任何帮助地、并通过他或她自身的身体能力来执行的预先确定的轨迹，可以将所测量到的EMG的相应序列的所有参考数据在线记录在并入所述系统的查找表中。
此外，在执行所述预先确定的轨迹的过程中，由关节位置传感器33和/或力传感器34进行的测量可以被记录在并入所述系统中的、可以与EMG的查找表合作的查找表中。
这样的实现具有简单、精确和非常快速的优点。因为查找表精确地表示所希望的轨迹，所以不进行近似。
其结果是EMG测量提供了用于电刺激的同步的正确信息。而力传感器34允许调整电刺激的强度。EMG测量和所述力传感器34的组合最终允许了CLIMFES(闭环集成肌动描记法功能性电刺激)类型的、以闭环模式实时调节神经肌肉刺激。
因此，旨在调节液压致动器18、19和20的简单的调节器可以是常规PID(比例积分微分)类型的。不再需要更复杂的实施来控制腿部矫形器。
上述装置提供了极广的应用广泛性，因为它能够产生和控制执行任何类型的适当控制的生理轨迹的、由编程的固定或改变的负荷阻力来执行的下肢运动。所述装置还能够进行闭合肌肉链和关节训练以及给定关节的开链特定训练两者。
所述装置在仰卧位或部分卧位位置允许下肢的活动性、力量和耐力训练，并且在竖直位置允许步态的早期训练。
通过将CLIMFES类型的刺激与EMG测量组合在一起的集成系统，确保了在肌肉积极参与下的生理学上的最佳训练，所述训练与遵循对中枢神经系统损伤之后变得不可能进行的或受限的自主活动的密切模仿相关联，通过集成表面肌电图测量系统(EMG)确保了中枢神经系统的正确的本体感受刺激，并且如有必要，确保了其替代可塑性，并且确保了客观地评估功能恢复的早期迹象然后是其随时间的进展。
最后，允许对运动或神经运动障碍状态(例如像截瘫、偏瘫以及在脑瘫的情况下)的人员的总体最佳训练，以及在体育运动领域进行功能性创伤后再培训和/或训练。
遵循刚刚给出的描述，以说明本发明是如何有利地产生的，应当注意，本发明并不限于这个实施例。可以在本领域技术人员的领域中设想若干用于组合地在仰卧位或部分卧位位置训练人的下肢和上肢与在竖直位置训练人的步态的装置的变体实施例而不脱离如所附权利要求中所限定的本发明的范围。

Claims (15)

1.一种用于训练人的下肢的装置，包括基础框架(4)、支撑所述人(1)的工作台(2)、至少一个机动机械矫形器、以及功能性电刺激和肌电图测量装置(24，25)，所述机动机械矫形器被安排成与所述人(1)的所述下肢中的至少一个下肢构成接口连接，使得所述下肢和所述矫形器的运动是相链接且相同的，所述矫形器固定到所述工作台(2)的端部，所述功能性电刺激和肌电图测量装置包括至少一对刺激和测量电极(28，29)，所述刺激和测量电极旨在作用在所述下肢的肌肉或肌肉群上，以便一方面刺激所述肌肉或肌肉群，并且另一方面测量所述肌肉或肌肉群的反应，其特征在于，所述装置进一步包括升降机构(3)以及用于使所述工作台(2)倾斜的机构，所述升降机构能够相对于所述基础框架(4)在利于所述人(1)的转移和安置的低位置、中间工作位置、和允许所述人(1)以站立位置训练的高位置之间改变所述工作台(2)的竖直位置，所述用于使所述工作台倾斜的机构能够相对于所述基础框架(4)具体地在使所述人(1)处在仰卧位位置的水平位置与使所述人(1)处在站立位置的竖直位置之间改变所述工作台(2)的倾斜度，所述工作台(2)的升降机构和倾斜机构的组合允许了所述矫形器在所述下肢的对应的生理运动范围的整个范围内的活动性。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置包括两个矫形器，各矫形器被安排成与所述患者的所述下肢之一构成接口连接。
3.如权利要求1或2所述的装置，其特征在于，每个矫形器包括至少三个矫形部段(8，9，10)，所述矫形部段旨在对应地构成与所述人(1)的股部、腿部和脚部的机械接口连接，所述第一和第二部段(8，9)包括用于其对应地链接到所述人(1)的股部和腿部的器件(13，15；14，16)，并且所述第三部段(10)被安排成构成脚部支撑件并且包括用于将所述脚部支撑件固定到所述人(1)的脚部的器件(17)，所述第一部段(8)在其末端之一处通过被定位在所述人(1)的髋部水平的第一机动关节(6)链接至所述工作台(2)、并且在其另一端处通过第二机动关节(11)链接至所述第二部段(9)的末端之一，所述第二部段(9)的另一端通过第三机动关节(12)链接至所述第三部段(10)，通过致动器(18，19，20)来确保所述关节(6，11，12)的机动化。
4.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述第一和第二矫形部段(8，9)的所述链接器件由能够容纳所述人(1)的下肢之一的槽状有垫支撑件(13，14)以及链接到所述矫形部段(8，9)的束带(15，16)组成。
5.如权利要求3或4所述的装置，其特征在于，所述第三矫形部段(10)具有鞋的一般形式，使得能够容纳所述人(1)的一只脚，所述鞋借助于柔性舌部(17)而牢固地关闭。
6.如权利要求3至5中任一项所述的装置，其特征在于，所述致动器(18，19，20)是液压型的，具体地是用于所述第二和第三关节(11，12)的双作用液压缸(18，19)以及用于所述第一关节(6)的旋转液压缸(20)。
7.如权利要求3至6中任一项所述的装置，其特征在于，所述第一和第二矫形部段(8，9)由可变长度的元件组成，以便能够针对所述人(1)的形态适配它们的长度。
8.如权利要求3至7中任一项所述的装置，其特征在于，所述第一关节(6)被可调整地固定至所述工作台(2)，使得所述第一关节可以缩回到处在水平位置的所述工作台(2)的水平下方，以利于所述人(1)转移和安置在所述工作台(2)上。
9.如权利要求3至8中任一项所述的装置，其特征在于，每个关节(6，11，12)都配备有至少一个位置传感器(33)和至少一个力传感器(34)，所述传感器(33，34)能够实时地向中央控制单元(22)发送与所述关节(6，11，12)的位置以及在所述关节中形成的力和扭矩有关的数据。
10.如权利要求9所述的装置，其特征在于，所述中央控制单元(22)含至少一个参考数据表，在所述参考数据表中已经存储了与由所述位置和力传感器(33，34)执行的一系列测量有关的、由所述一对刺激和测量电极(28，29)执行的一系列肌电图测量，所述参考数据与参考用户仅通过他或她的体能来根据预先确定的轨迹活动他或她的各个下肢相关，所述中央控制单元(22)以闭环模式并且实时地使用所述参考数据表控制致动器(18，19，20)和所述一对刺激和测量电极(28，29)来使得所述(1)人的至少一个下肢根据所述预先确定的轨迹来活动。
11.如权利要求9或10所述的装置，其特征在于，所述中央控制单元(22)包括微型计算机(23)。
12.如前述权利要求中任一项所述的装置，其特征在于，所述工作台(2)的所述倾斜机构包括至少一个致动器(21)。
13.如前述权利要求中任一项所述的装置，其特征在于，支撑所述人(1)的所述工作台(2)装备有支撑所述人(1)的穿戴具(37)。
14.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述穿戴具(37)包括具有肩部束带(38)的上部部分以及腿部束带型(39)下部部分，所述上部部分旨在在所述工作台(2)的水平或倾斜位置、所述人(1)处在仰卧位或部分卧位位置时抵消在力量训练练习过程中施加的反作用力，所述下部部分旨在在竖直位置支撑所述人(1)的重量。
15.如前述权利要求中任一项所述的装置，其特征在于，所述升降机构包括结合在所述基础框架(4)中的剪形结构(3)。
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