楊 徐，陳建國(guó)，李玉榕，周月珠

(1.福州大學(xué)電氣工程與自動(dòng)化學(xué)院，福建福州 350108;2.福建省醫(yī)療器械和醫(yī)藥技術(shù)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，福建福州 350108;3.福建醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院康復(fù)醫(yī)學(xué)科，福建福州 350005)

0 引言

人體運(yùn)動(dòng)的產(chǎn)生是大腦或脊髓發(fā)出指令，通過(guò)周?chē)窠?jīng)傳遞到肢體肌肉，肌肉激活會(huì)誘發(fā)肌肉收縮，從而產(chǎn)生動(dòng)作.表面肌電信號(hào)可以反映肌肉的激活水平，它是肌肉收縮時(shí)所募集的運(yùn)動(dòng)單元產(chǎn)生的動(dòng)作電位在表面電極處時(shí)間和空間上的綜合疊加，表征的是肌肉的激活特性.表面肌電信號(hào)分為兩種:肌肉自然激活時(shí)的自主意愿表面肌電信號(hào)(voluntary electromyography，vEMG)和肌肉被外界刺激誘發(fā)的表面肌電信號(hào)(evoked electromyography，eEMG).具體而言，vEMG是指由大腦自主運(yùn)動(dòng)意愿產(chǎn)生神經(jīng)興奮導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號(hào);而在功能性電刺激(functional electrical stimulation，F(xiàn)ES)系統(tǒng)中，eEMG是指利用外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號(hào)，通常稱(chēng)為M波，兩者都反映了肌肉在不同狀態(tài)下的激活水平［1－2］.

功能性電刺激是一種廣泛用于誘導(dǎo)肌肉收縮的技術(shù)，它通過(guò)施加能夠激發(fā)神經(jīng)支配肌肉的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元的電流來(lái)誘導(dǎo)肌肉激活，進(jìn)而誘發(fā)肌肉收縮.研究表明，F(xiàn)ES技術(shù)不僅能夠改善康復(fù)效果，提高康復(fù)訓(xùn)練效率，而且有助于運(yùn)動(dòng)功能重建，符合新近康復(fù)理論，因此它已被廣泛地應(yīng)用于臨床康復(fù)中，如中風(fēng)［3］、震顫［4］、多發(fā)性硬化癥［5］、脊髓損傷［6］等諸多方面.臨床上，F(xiàn)ES康復(fù)治療足下垂的應(yīng)用也很廣泛.足下垂是指由于腦卒中或其他中樞及外周神經(jīng)疾病和損傷，導(dǎo)致脛骨前肌對(duì)踝關(guān)節(jié)的支配能力下降，造成足尖上抬不完全或不能等現(xiàn)象.利用FES治療足下垂是指在患者進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練或行走過(guò)程中，以低頻脈沖電流刺激患者小腿脛骨前肌，促進(jìn)脛骨前肌收縮，使踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生背屈運(yùn)動(dòng)，從而達(dá)到康復(fù)治療效果［7］.

利用FES技術(shù)對(duì)足下垂患者進(jìn)行康復(fù)治療或輔助行走，其有效性和安全性取決于如何調(diào)制電刺激的輸出強(qiáng)度曲線.當(dāng)前，應(yīng)用最成功的有梯形輸出曲線和肌電調(diào)制的自然輸出曲線.1965年，梯形輸出曲線被提出［8］.它雖然簡(jiǎn)單且有一定效果，但是無(wú)法實(shí)現(xiàn)健康步態(tài)的自然狀態(tài)［9］，而且存在冗余刺激和刺激盲區(qū)等缺點(diǎn).為了應(yīng)對(duì)梯形輸出曲線的弊端，2000年，Lyons等［10］利用健康人正常行走時(shí)整個(gè)步態(tài)周期脛骨前肌EMG信號(hào)發(fā)放強(qiáng)度曲線調(diào)制FES輸出強(qiáng)度，提出肌電調(diào)制的自然輸出曲線這一概念，之后大量研究者在該領(lǐng)域開(kāi)展了相關(guān)研究［11－12］.同時(shí)，有關(guān)學(xué)者也在研究足下垂FES系統(tǒng)中，如何利用自然肌電調(diào)制輸出強(qiáng)度曲線，如文［13］提出的方法是從0到刺激強(qiáng)度可使受試者的踝關(guān)節(jié)達(dá)到步態(tài)周期中最大背屈角度時(shí)的最大脈寬之間進(jìn)行線性比例調(diào)制.文［14－15］的研究表明，肌肉的募集水平隨著刺激強(qiáng)度的變大，其特性是先經(jīng)過(guò)一段死區(qū)，然后經(jīng)線性上升，最后到達(dá)飽和區(qū).因此，本研究提出一種基于肌肉激活特性的FES調(diào)制方法，具體為采集脛骨前肌在電誘發(fā)激活下的耐受值和閾值，結(jié)合自然激活模式調(diào)制電刺激強(qiáng)度，利用外周神經(jīng)電刺激來(lái)模擬自然激活模式.其中，選擇閾值對(duì)應(yīng)最小刺激強(qiáng)度，這是因?yàn)榧∪饽技乃绤^(qū)特性;選擇耐受值對(duì)應(yīng)最大刺激強(qiáng)度，是由于電刺激強(qiáng)度達(dá)到一定程度后，肌肉募集的飽和特性，其余電刺激輸出強(qiáng)度按線性比例調(diào)制.

傳統(tǒng)FES系統(tǒng)強(qiáng)度調(diào)制的評(píng)價(jià)方法一般是:通過(guò)實(shí)時(shí)檢測(cè)電刺激下力矩、角度等運(yùn)動(dòng)信息，計(jì)算它與理想運(yùn)動(dòng)軌跡的誤差，從而來(lái)評(píng)價(jià)其控制系統(tǒng)的優(yōu)越性［16－17］.而針對(duì)足下垂FES控制系統(tǒng)而言，采集實(shí)時(shí)行走的力矩信息比較困難，通常只能是檢驗(yàn)電刺激下步態(tài)中背屈的產(chǎn)生情況或者分析踝關(guān)節(jié)的角度變化等運(yùn)動(dòng)信息［10］.這些FES控制系統(tǒng)的評(píng)估方法側(cè)重的只是一種總體控制效果，無(wú)法對(duì)整個(gè)步態(tài)周期各個(gè)過(guò)程進(jìn)行評(píng)估，且沒(méi)能結(jié)合肌肉激活的生理特性.而利用FES使失神經(jīng)控制的肌肉收縮本質(zhì)就是使肌肉在電刺激下激活，因而利用電刺激下的肌肉激活特性評(píng)估FES在整個(gè)步態(tài)控制周期中的作用是一種直觀且有效的方式.基于此，本研究提出一種基于肌肉激活的FES調(diào)制與評(píng)估方法，利用脛骨前肌自然激活模式下的EMG信號(hào)調(diào)制電刺激強(qiáng)度，刺激脛骨前肌，并通過(guò)對(duì)比自然激活和電刺激激活兩種情況下，脛骨前肌的不同響應(yīng)來(lái)作為評(píng)價(jià)指標(biāo)對(duì)所提出的FES刺激強(qiáng)度調(diào)制方式進(jìn)行評(píng)估.

1 步態(tài)實(shí)驗(yàn)

1.1 實(shí)驗(yàn)設(shè)置

采集 7名健康受試者(公式: 平均值±標(biāo)準(zhǔn)差，年齡:(23.8±3.5) 歲，身高:(172.4±3.8)cm，體重:(59.7±8.5)kg)在平地正常行走時(shí)的足底壓力信號(hào)、脛骨前肌EMG信號(hào)和踝關(guān)節(jié)角度信號(hào).EMG信號(hào)使用Trigno Lab(DELSYS INC，USA)無(wú)線信號(hào)采集系統(tǒng)，Trigno LAB系統(tǒng)具有多通道EMG采集電極，采樣頻率為2 kHz，CMRR＞80 dB，帶寬為20～480 Hz.角度傳感器的型號(hào)是Goniometer sensor SG150，可與Trigno LAB進(jìn)行數(shù)據(jù)傳輸，其測(cè)量精度為±2°，采樣頻率為148.15 Hz.實(shí)驗(yàn)中還配置有壓力傳感器鞋墊可以用來(lái)對(duì)步態(tài)周期進(jìn)行劃分，其采樣頻率為100 Hz.

受試者在平地直線行走，EMG傳感器貼放于受試者脛骨前肌肌腹位置，壓力傳感器放置于腳底，同步采集受試者在行走過(guò)程中的EMG信號(hào)和壓力信號(hào).其中受試者的行走速度為60步·min－1，實(shí)驗(yàn)前每位受試者均在此步速下進(jìn)行行走訓(xùn)練，以避免受試者在數(shù)據(jù)采集的步態(tài)過(guò)程中出現(xiàn)輕微搖晃等現(xiàn)象.

1.2 數(shù)據(jù)的采集和分析

在步態(tài)實(shí)驗(yàn)中主要采集vEMG信號(hào)，其表征的是正常行走步態(tài)中脛骨前肌的激活特性.實(shí)驗(yàn)中，每名受試者一共采集至少包括50個(gè)完整步態(tài)周期的肌電數(shù)據(jù)，通過(guò)對(duì)vEMG信號(hào)進(jìn)行整流、濾波(6階巴特沃斯低通濾波，截止頻率4 Hz)、重采樣和歸一化處理，得到多個(gè)完整步態(tài)周期內(nèi)EMG信號(hào)的包絡(luò)，其處理過(guò)程如圖1所示.

通常而言，健康人在行走過(guò)程中，從一側(cè)腳跟離地開(kāi)始到同側(cè)腳跟再次離地為止，這段時(shí)間稱(chēng)為一個(gè)完整步態(tài)周期.因此，利用腳跟離地這一步態(tài)事件來(lái)對(duì)步態(tài)過(guò)程中的EMG信號(hào)進(jìn)行劃分，可得到完整步態(tài)周期中的EMG信號(hào).處理后結(jié)果如圖2陰影部分所示.可以看出一個(gè)步態(tài)周期內(nèi)的EMG信號(hào)基本呈現(xiàn)明顯的雙波峰特性.就步態(tài)過(guò)程而言，第一個(gè)波峰出現(xiàn)在腳尖離地之后，腳跟著地之前的一段時(shí)間內(nèi)，從生理意義上來(lái)說(shuō)，這是為了調(diào)整踝關(guān)節(jié)角度使得腳尖上抬至適宜的高度，為腳跟著地做準(zhǔn)備，并且為腳跟著地的反向支撐力留出充分的緩沖空間.第二個(gè)波峰出現(xiàn)在腳跟著地之后很短的時(shí)間范圍內(nèi)，從生理上來(lái)說(shuō)是因?yàn)槟_跟著地后，肢體在由擺動(dòng)相向站立相過(guò)渡的過(guò)程中負(fù)擔(dān)了一部分人體重力引發(fā)的腳跟對(duì)地面的反向支撐力，脛骨前肌為了對(duì)抗該支撐力而收縮，同時(shí)發(fā)放強(qiáng)烈的肌電，這個(gè)發(fā)放強(qiáng)度一般情況下要大于第一個(gè)波峰.

將角度傳感器分別貼放于踝關(guān)節(jié)兩側(cè)，即小腿和腳背上.實(shí)驗(yàn)中要求受試者光腳在平地直線單步行走，即每次只有貼有傳感器的腳前行一步，這樣方便區(qū)分步態(tài)周期，檢測(cè)到的踝關(guān)節(jié)角度的變化如圖3所示，觀察到健康受試者在行走過(guò)程中踝關(guān)節(jié)出現(xiàn)明顯的跖屈角度和背屈角度，其中正向?yàn)椴綉B(tài)開(kāi)始，腳跟開(kāi)始離地之后腓腸肌收縮產(chǎn)生的跖屈角度;負(fù)向表示步態(tài)擺動(dòng)期，脛骨前肌開(kāi)始收縮，產(chǎn)生背屈角度，直至腳掌全部著地回到初始位置，從圖中可見(jiàn)，其背屈角度變化大約為12°.

圖1 vEMG信號(hào)的處理過(guò)程Fig.1 Processing of vEMG

圖2 壓力信號(hào)劃分步態(tài)周期圖Fig.2 Segmentation of gait cycle using pressure signal

圖3 步態(tài)中踝關(guān)節(jié)角度Fig.3 Ankle joint angle in gait

2 電刺激實(shí)驗(yàn)和數(shù)據(jù)采集

一般而言，對(duì)FES刺激強(qiáng)度的調(diào)節(jié)有三種方式:調(diào)電流、調(diào)脈寬和調(diào)頻率，而應(yīng)用最多也最方便的是通過(guò)脈寬調(diào)制的方式.從肌肉的激活特性角度出發(fā)，利用脛骨前肌自然激活時(shí)的EMG信號(hào)調(diào)制FES輸出包絡(luò)，提出利用受試者脛骨前肌的耐受值和閾值進(jìn)行電刺激輸出調(diào)制.選擇該種調(diào)制方法是因?yàn)榭紤]到肌肉的募集曲線特性，具體表現(xiàn)為先經(jīng)過(guò)一段死區(qū)，然后經(jīng)線性上升，最后到達(dá)飽和區(qū).因此，選擇閾值對(duì)應(yīng)歸一化vEMG曲線中的最小值是因?yàn)榭紤]到肌肉募集過(guò)程中的死區(qū)特性，0到閾值之間的脈寬下電刺激對(duì)于患者而言屬于無(wú)效刺激，在肌肉的募集曲線中，處于死區(qū)的位置，沒(méi)有實(shí)際作用，只有電荷積累;而當(dāng)電刺激強(qiáng)度達(dá)到耐受值時(shí)，肌肉激活水平已經(jīng)達(dá)到募集曲線中的飽和值，不會(huì)再隨著刺激強(qiáng)度的增大而增加，所以將耐受值與歸一化vEMG曲線中的最大值相對(duì)應(yīng)，并將其他值以線性比例的方式分別映射.

使用德國(guó)Medel公司生產(chǎn)的MotionStim8表面電刺激系統(tǒng)，輸出刺激電流的波形為雙相矩形脈沖波形，雙相矩形式的脈沖波形能夠有效降低皮膚和肌肉中的電荷積累，更適用于皮膚表面電刺激.刺激電極貼片使用勵(lì)圖生理電極LT－1，尺寸為4 cm×4 cm，厚度1 mm，電極最大表面電阻值不大于(3±10%)kΩ.為檢驗(yàn)輸出曲線的安全性和可靠性，對(duì)健康受試者進(jìn)行試驗(yàn)，先用線性上升的脈寬曲線刺激受試者的脛骨前肌，可以確定受試者脛骨前肌在電刺激下的耐受值和閾值大小，其中閾值表示電刺激下患者關(guān)節(jié)開(kāi)始產(chǎn)生輕微動(dòng)作時(shí)的最小電刺激強(qiáng)度，耐受值表示電刺激下患者開(kāi)始感受到疼痛或不適時(shí)的最小電刺激強(qiáng)度.本次實(shí)驗(yàn)中，選擇固定電刺激的電流為30 mA，頻率為20 Hz，利用脈寬大小來(lái)表征受試者的耐受值和閾值大小.實(shí)驗(yàn)中受試者端坐于實(shí)驗(yàn)臺(tái)上，腳自然下垂，生理電極貼放于受試者小腿脛骨前肌的肌腹兩端位置，肌電記錄電極貼放于肌腹位置，角度傳感器貼于踝關(guān)節(jié)的兩側(cè)，實(shí)驗(yàn)中同時(shí)記錄EMG信號(hào)和角速度信號(hào).

3 電刺激下的肌電信號(hào)

3.1 電刺激下的肌電信號(hào)分析

實(shí)驗(yàn)中利用外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的EMG信號(hào)，是電刺激誘發(fā)的表面肌電信號(hào)，通常稱(chēng)為M波.但是如果在電刺激的同時(shí)進(jìn)行EMG信號(hào)的采集，刺激電流會(huì)在組織與皮膚中產(chǎn)生電場(chǎng)，通過(guò)表面電極檢測(cè)后會(huì)形成電刺激偽跡(stimulation artifacts，SA).刺激偽跡的產(chǎn)生是由于皮膚的導(dǎo)電性造成的.其產(chǎn)生特點(diǎn)是它的發(fā)生時(shí)刻與刺激電流脈沖是同時(shí)開(kāi)始的，并且在一般強(qiáng)度的電刺激中，其幅值會(huì)高于M波信號(hào).因此，在實(shí)驗(yàn)中記錄到的EMG信號(hào)是由這M波和SA這兩部分組成的.圖4(a)所示為實(shí)驗(yàn)過(guò)程中采集到的EMG信號(hào).圖4(b)為電刺激下踝關(guān)節(jié)的角度變化，可以看出明顯的踝背屈角度變化，最大可達(dá)到14°左右，與步態(tài)實(shí)驗(yàn)中采集到的健康人在自然步態(tài)下踝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角度接近，因此本研究所調(diào)制的電刺激強(qiáng)度可以滿足自然步態(tài)中踝關(guān)節(jié)的背屈.圖4(c)為一個(gè)刺激周期內(nèi)的SA和M波的混疊信號(hào).

3.2 M 波的提取

利用文［18］中所提出的一種屏蔽和模板相結(jié)合的濾波方法來(lái)濾除SA，提取純凈的M波.首先對(duì)不同受試者進(jìn)行亞閾值刺激時(shí)，選擇刺激電流為5 mA，刺激脈寬為100 μs，刺激頻率為20 Hz.該刺激強(qiáng)度較低，肌肉未被激活，也就沒(méi)有M波的產(chǎn)生，因此可得到純凈的SA.采集到純SA后，利用AR模型辨識(shí)出該受試者的SA放電模型，最終獲得的模型參數(shù)用于濾波階段對(duì)SA計(jì)算與消除.圖5所示為EMG信號(hào)中提取M波的示意圖，圖5(a)表示屏蔽法與模板法相結(jié)合濾波過(guò)程，圖5(b)表示濾波后的15例來(lái)自不同受試者的完整M波信號(hào).可以看出M波的波形與圖1(a)中原始vEMG信號(hào)相比更加規(guī)整，這是因?yàn)殡姶碳は录∪膺\(yùn)動(dòng)單元的激活是同步激活的，與自主意愿下運(yùn)動(dòng)單元的異步激活明顯不同，因此其波形也存在明顯不同.

圖4 電刺激下的表面肌電信號(hào)和踝關(guān)節(jié)角度信號(hào)Fig.4 Surface EMG signals and ankle angle signals under electrical stimulation

圖5 M波的提取Fig.5 Extraction of M－wave

3.3 電刺激下肌肉募集特性分析

M波是一種較規(guī)整的信號(hào)，文［14］中提到M波的幅值可達(dá)到mV數(shù)量級(jí).本研究分別通過(guò)峰－峰值、均方根(root mean square，RMS)和1－范數(shù)三種方法來(lái)對(duì)3.2中的15條M波的包絡(luò)進(jìn)行計(jì)算，以量化電刺激下肌肉的募集水平.三種方法計(jì)算后的結(jié)果如圖6所示，所有結(jié)果都進(jìn)行了歸一化處理.分別計(jì)算三種方法下兩兩M波之間的相關(guān)系數(shù)(correlation coefficient，CC)，CC(平均值±標(biāo)準(zhǔn)差)分別可達(dá)到0.949 8±0.024 2、0.973 2±0.016 7、0.972 0±0.012 9(N=15).相關(guān)系數(shù)的計(jì)算公式為:

其中:Cov(X，Y)為X、Y的協(xié)方差，Var(X)、Var(Y)分別為X、Y的方差.

具體而言，峰－峰值計(jì)算包絡(luò)是先檢測(cè)指定窗口長(zhǎng)度內(nèi)的局部最大值，再對(duì)相鄰局部最大值之間進(jìn)行樣條插值來(lái)得到包絡(luò)，所以峰－峰值求M波包絡(luò)反映的是每個(gè)時(shí)間段脛骨前肌被動(dòng)收縮時(shí)所募集的所有運(yùn)動(dòng)單元?jiǎng)幼麟娢坏臉O大值水平.RMS計(jì)算M波包絡(luò)是通過(guò)計(jì)算指定窗口長(zhǎng)度內(nèi)肌肉響應(yīng)的均方根以得到包絡(luò)，更側(cè)重于反映出脛骨前肌收縮時(shí)所募集的所有MUAP的有效值.而1－范數(shù)計(jì)算包絡(luò)是通過(guò)計(jì)算每個(gè)電刺激脈沖下整流后的M波面積，表示了這段時(shí)間內(nèi)脛骨前肌MUAP募集水平的綜合疊加，表現(xiàn)出來(lái)的是該段時(shí)間內(nèi)肌肉響應(yīng)的累積值.

從圖6可以看出，三種方法下求得的M波的包絡(luò)均呈現(xiàn)為先緩慢上升，然后較快速地變小的趨勢(shì).圖6(a)中M波曲線雖然能體現(xiàn)肌肉募集水平大致趨勢(shì)，但平均激活水平較高，波動(dòng)也被掩蓋.圖(b)和(c)中的結(jié)果較好，但是1－范數(shù)的方法更能體現(xiàn)M波的累積效應(yīng)，與電刺激下的肌肉骨骼系統(tǒng)激活也是一種累積的效應(yīng)相契合.因此，選擇1－范數(shù)作為量化電刺激下肌肉募集水平的處理方法.

圖6 三種方法下的M波募集曲線Fig.6 Recruitment curve of M－wave under three methods

4 結(jié)果分析

分別計(jì)算步態(tài)實(shí)驗(yàn)和電刺激實(shí)驗(yàn)下脛骨前肌的激活曲線，用平均值±標(biāo)準(zhǔn)差來(lái)表示，結(jié)果如圖7所示.

從vEMG和M波的激活方式來(lái)說(shuō)，vEMG是由大腦自主運(yùn)動(dòng)意愿產(chǎn)生神經(jīng)興奮導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號(hào)，M波是由外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號(hào)，二者的激活方式是完全不同的.而且其原信號(hào)的波形也是完全不同，規(guī)律也不相同，但是通過(guò)描述其包絡(luò)信號(hào)，可知本研究提出的利用步態(tài)肌電以及耐受值和閾值調(diào)制的電刺激脈寬變化曲線，可以使電刺激下肌肉的激活曲線與健康步態(tài)過(guò)程中肌肉的激活曲線有較高的相關(guān)性，兩條平均值曲線的相關(guān)系數(shù)可達(dá)到0.881 5.結(jié)果表明，本研究提出利用耐受值和閾值調(diào)制自然輸出電刺激曲線刺激脛骨前肌，肌肉的募集特性與自然步態(tài)下的募集特性有著較高的相關(guān)性，這從生理特性角度解釋了本調(diào)制方式的可行性.

圖7 兩種模式下肌肉的激活曲線Fig.7 Muscle activation curves under two status

5 結(jié)語(yǔ)

提出一種基于肌肉激活的功能性電刺激調(diào)制與評(píng)估方法.通過(guò)采集7位受試者在自然步態(tài)下脛骨前肌肌電信號(hào)，通過(guò)數(shù)據(jù)處理得到每個(gè)完整步態(tài)內(nèi)脛骨前肌自然激活時(shí)的自主意愿肌電信號(hào)曲線.利用不同受試者脛骨前肌的耐受值和閾值調(diào)制出自適應(yīng)的電刺激脈寬輸出曲線，刺激患者脛骨前肌，同時(shí)采集電刺激下脛骨前肌被動(dòng)激活時(shí)肌電信號(hào)，利用濾波算法提取出脛骨前肌電誘發(fā)下的M波信號(hào).通過(guò)對(duì)比自然激活和被動(dòng)激活下脛骨前肌的不同響應(yīng)，計(jì)算其平均激活曲線的相關(guān)系數(shù)可達(dá)到0.881 5，從肌肉的生理特性上解釋了本電刺激強(qiáng)度調(diào)制方式的可行性.未來(lái)可利用該方式在FES閉環(huán)系統(tǒng)中進(jìn)行電刺激脈寬的調(diào)制，幫助足下垂患者在電刺激下進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練和輔助行走，最大程度上讓患者行走出類(lèi)似健康人的步態(tài).