段學(xué)習(xí)，王蘊嶺，汪 琦

（1.滄州職業(yè)技術(shù)學(xué)院電氣工程系，河北滄州 061000；2.秦皇島市骨科醫(yī)院，河北秦皇島 066000）

踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置研究

段學(xué)習(xí)1，王蘊嶺1，汪 琦2

（1.滄州職業(yè)技術(shù)學(xué)院電氣工程系，河北滄州 061000；2.秦皇島市骨科醫(yī)院，河北秦皇島 066000）

針對踝關(guān)節(jié)康復(fù)要求，基于生物醫(yī)學(xué)知識和機構(gòu)學(xué)知識提出串聯(lián)運動鏈等效人體足仿生機構(gòu)模型。設(shè)計開發(fā)出一種踝關(guān)節(jié)受力測量裝置，將患者在康復(fù)過程中的足底受力折算到踝關(guān)節(jié)坐標(biāo)系，間接得到患者踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力值，可作為醫(yī)護人員指導(dǎo)患者控制康復(fù)運動強度的參照數(shù)據(jù)。實驗表明安裝踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置的康復(fù)器械提高了踝關(guān)節(jié)的康復(fù)效果，有效縮短了康復(fù)周期，降低了二次損傷的幾率。

踝關(guān)節(jié)；康復(fù)；力；力矩

康復(fù)醫(yī)學(xué)研究表明，功能康復(fù)訓(xùn)練中適宜的骨應(yīng)力刺激可加速組織愈合并有利于恢復(fù)韌帶的本體感覺，加快患者康復(fù)速度，還可預(yù)防由于踝關(guān)節(jié)不穩(wěn)而造成的反復(fù)扭傷［1－3］，因此運動康復(fù)系統(tǒng)CPM機在國內(nèi)外得到廣泛的應(yīng)用。但是由于踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力不易直接測量，CPM機不具備踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力在線測量能力［4－8］。臨床醫(yī)生只能憑借經(jīng)驗指導(dǎo)下肢負(fù)重骨骨折病人做康復(fù)訓(xùn)練，病人也僅能通過主觀感覺對踝關(guān)節(jié)康復(fù)強度進行控制，這難以保證康復(fù)效果，甚至可能因康復(fù)過程中康復(fù)強度過高導(dǎo)致踝關(guān)節(jié)二次損傷。

課題組結(jié)合生物醫(yī)學(xué)和機構(gòu)學(xué)知識，提出以串聯(lián)運動鏈等效人體足的仿生機構(gòu)模型，開發(fā)出踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置應(yīng)用于下肢康復(fù)器械，實現(xiàn)患者踝關(guān)節(jié)康復(fù)過程中受力的自主控制。

1 踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量原理

1.1 踝關(guān)節(jié)模型

人足是由骨骼、關(guān)節(jié)、肌肉、韌帶等組成的生理系統(tǒng)，其中骨骼承擔(dān)壓力，肌肉收縮產(chǎn)生動力，肌腱與肌肉實現(xiàn)關(guān)節(jié)的固定與連接。足關(guān)節(jié)包括距骨小腿關(guān)節(jié)和距下關(guān)節(jié)，兩關(guān)節(jié)在機能上是聯(lián)合關(guān)節(jié)。足跖屈時，關(guān)節(jié)窩大于關(guān)節(jié)頭，能作輕度的旋轉(zhuǎn)和側(cè)方的運動。背屈時，關(guān)節(jié)穩(wěn)固，不能作內(nèi)收和外展運動。距下關(guān)節(jié)在運動時，跟骨和舟骨連同其余的足骨對距骨作內(nèi)翻和外翻運動。足的內(nèi)、外翻常伴以足的背屈。結(jié)合機構(gòu)學(xué)知識，可知足關(guān)節(jié)具有3個轉(zhuǎn)動自由度和1個方向的微量移動。足關(guān)節(jié)的3個轉(zhuǎn)動軸線間的距離和軸線間的夾角很難測量，由足關(guān)節(jié)的運動情況和現(xiàn)有測量以及仿真結(jié)果可知，各轉(zhuǎn)動軸線間距離很小，故足關(guān)節(jié)在機構(gòu)學(xué)中可近似為S副［9－10］，根據(jù)螺旋理論以3R副等效S副，則該模型等效為PRRR開鏈?zhǔn)酱?lián)分支?？紤]到患者康復(fù)過程中，踝關(guān)節(jié)垂直方向變形較小，進一步把PRRR串聯(lián)分支簡化為3R串聯(lián)分支［11］。建立肢體坐標(biāo)系如圖1所示。

1.2 運動模型靜力分析

人站立時，以足跟結(jié)節(jié)，第1與第5蹠骨頭3點著地。踝關(guān)節(jié)損傷患者術(shù)后康復(fù)過程中由于身體及心理因素而行動遲緩，患足部承受部分負(fù)重，步態(tài)與正常步態(tài)不同，通常足部平面接觸地面，足部3個受力支撐點同時受力，其受力分布近似如圖2所示。

坐標(biāo)系OA－X1Y1Z1與踝關(guān)節(jié)固連，令踝關(guān)節(jié)回轉(zhuǎn)副的回轉(zhuǎn)軸線與Z1重合，考慮到患者康復(fù)過程中的行動特點，令踝關(guān)節(jié)固定，踝關(guān)節(jié)與固定坐標(biāo)系固連。則腳部視為動平臺，處于開式運動鏈的末端，動坐標(biāo)系與其固連。采用D-H參數(shù)法描述腳部相對于踝關(guān)節(jié)的位姿。利用連桿坐標(biāo)系，可以定義連桿參數(shù)如下：

ai＝從Zi到Zi＋1沿Xi測量的距離；

αi＝從Zi到Zi＋1繞Xi旋轉(zhuǎn)的角度；

di＝從Xi－1到Xi沿Zi測量的距離；

θi＝從Xi－1到Xi繞Zi旋轉(zhuǎn)的角度。

建立踝關(guān)節(jié)以下肢體D-H參數(shù)表，如表1所示。

表1 肢體分支D-H參數(shù)表Tab.1 D-H parameters table of physical branch

圖1 肢體坐標(biāo)系示意圖Fig.1 Schematic diagram of body coordinate system

圖2 足部受力分布Fig.2 Foot force distribution

齊次變換矩陣：

式（1）整理后可得到連桿變換矩陣的一般表達式：

據(jù)以上分析可得等效串聯(lián)分支各連桿變換矩陣如下：

由式（14）、式（15）分別代入式（12）和式（13）可以求得動平臺所承受外力在固定坐標(biāo)系中的表達式：

通過角度傳感器獲取踝關(guān)節(jié)角度，通過力傳感器拾取動平臺所受的支撐力，可以計算得到踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力和力矩。

2 踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置硬件結(jié)構(gòu)

踝關(guān)節(jié)損傷患者處于康復(fù)期時，腳踝連同小腿以托架方式固定，故3R相對轉(zhuǎn)角近似為零。為保證患者患肢平衡，康復(fù)器械的托架底部固定安裝有4個力傳感器的測力板測量踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力［12］。帶有踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置的康復(fù)器械結(jié)構(gòu)示意圖如圖3所示，托架用低溫?zé)崴懿牧现谱?，其大小形狀根?jù)患者腳踝參數(shù)量身定制，用于固定患者小腿和腳踝。力傳感器采用電阻應(yīng)變式傳感器，在足跟結(jié)節(jié)著地點下方對稱安裝2個，第1蹠骨頭與第5蹠骨頭著地點各安裝一個?？刂齐娐废到y(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)圖如圖4所示，康復(fù)力測量裝置通過無線模塊PTR2000與上位機通信。

圖3 踝關(guān)節(jié)康復(fù)器械示意圖Fig.3 Schematic diagram of the ankle rehabilitation device

圖4 系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)圖Fig.4 Structure of system hardware

器械使用時，用粘接帶將患足與運動訓(xùn)練器托架固定，康復(fù)受力測量裝置控制器用粘接帶粘接在托架小腿部位處，按醫(yī)護人員要求設(shè)定安全康復(fù)極限后進行康復(fù)?？祻?fù)過程中，患者根據(jù)康復(fù)受力測量裝置測量的康復(fù)受力值自主通過拐杖調(diào)節(jié)患足康復(fù)受力。踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置微處理器選取美國TI公司16位單片機MSP430F4270IDL。該型號微處理器電壓低、功耗低，具有4個并行口，自帶16位A／D轉(zhuǎn)換器，2個16位定時器，串行通信接口，內(nèi)置的硬件乘法器和溫度傳感器，滿足系統(tǒng)力信號采集處理和數(shù)據(jù)通信需求，適用于以鋰電池為電源的便攜式儀器儀表。

3 實驗數(shù)據(jù)分析

人足底具有多個自由度，即使踝關(guān)節(jié)沒有轉(zhuǎn)動，各力傳感器受力隨腳底形態(tài)變化而變化。1＃至4＃力傳感器拾取動平臺所受的支撐力，代入式（16）和式（17）計算出踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力和力矩。某踝關(guān)節(jié)患者患肢負(fù)重50 kg強度康復(fù)過程中各力傳感器測量計算得到踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力、力矩如圖5—圖7所示。圖中1＃力為1＃力傳感器測量值，1＃力矩為由1＃力傳感器測量值計算得到的力矩分量，其他3個亦然。

圖5 踝關(guān)節(jié)Z向康復(fù)受力Fig.5 Z-ankle rehabilitation force

圖6 踝關(guān)節(jié)X向康復(fù)力矩Fig.6 X-ankle rehabilitation torque

由圖5可知在康復(fù)過程中康復(fù)負(fù)重不變時，Z向總康復(fù)受力基本保持恒定，可以作為腳踝Z向骨應(yīng)力的計算依據(jù)。由圖6可知X向總力矩大于某些力傳感器測量分力矩，如果以X向總力矩作為腳踝局部損傷部位康復(fù)依據(jù)會導(dǎo)致康復(fù)強度不足，影響患者愈合速度。由圖7可知以Y向的總力矩小于各個力傳感器測量分力矩，如果以Y向總力矩作為腳踝局部損傷部位康復(fù)依據(jù)會造成應(yīng)力過大，導(dǎo)致二次損傷。

經(jīng)秦皇島骨科醫(yī)院40例資料完整、符合條件的老年骨折術(shù)后患者隨機分實驗組（應(yīng)用帶壓力傳感器保護裝置的康復(fù)訓(xùn)練支具）和對照組各20例實驗比對，實驗組骨性愈合時間12～16周，平均13.7周，對照組骨性愈合時間14～20周，平均16.6周［13］。

圖7 踝關(guān)節(jié)Y向康復(fù)力矩Fig.7 Y-ankle rehabilitation torque

4 結(jié) 語

基于串聯(lián)運動鏈等效人足仿生機構(gòu)模型的踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力測量裝置實現(xiàn)了踝關(guān)節(jié)康復(fù)受力和力矩的間接測量，便于患者在醫(yī)生的指導(dǎo)下自主地控制康復(fù)強度。經(jīng)秦皇島市骨科醫(yī)院臨床試用表明該系統(tǒng)應(yīng)用于醫(yī)療康復(fù)器械能有效地幫助患者控制骨應(yīng)力，提高腳踝損傷患者康復(fù)效果，縮短康復(fù)時間，具有一定的實用和推廣價值。

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Study on ankle rehabilitation force measuring device

DUAN Xue-xi1，WANG Yun-ling1，WANG Qi2
（1.Department of Electric Engineering，Cangzhou Vocational Technical College，Cangzhou Hebei 061000，China；2.Qinhuangdao Orthopaedic Hospital，Qinghuangdao Hebei 066000，China）

According to the requirements for ankle rehabilitation，based on biomedical knowledge and institutional knowledge，the equivalent of open serial kinematic chain model of human foot bionic body is built.An ankle rehabilitation device is designed to get the force of ankle rehabilitation indirectly by static analysis of integrated model and change of the plantar force to ankle rehabilitation coordinate system.The rehabilitation equipment with ankle rehabilitation force measuring device can improve the effect of ankle rehabilitation and shorten the recovery time.

ankle；rehabilitation；force；torque

TP249

A

1008-1542（2011）05-0460-06

2011-06-01；

2011-09-02；責(zé)任編輯:馮 民

河北省科技基金資助項目（092764180D-4）

段學(xué)習(xí)（1974-），男，河北河間人，講師，碩士，主要從事機電一體化技術(shù)應(yīng)用方面的研究。