智能化多功能膝关节功能锻炼设备的研制

【作 者】 陈皓宇，赵东亮，李娜

河南省洛阳正骨医院（河南省骨科医院）生物医学工程研究室，洛阳市，471000

0 引言

功能锻炼是通过肢体活动来预防及治疗某些损伤性疾病，帮助机体恢复功能的一种方法，这种方法常用于现代康复医学，其中包括膝关节微屈伸运动、股四头肌收缩练习、蹬车锻炼和不负重位直腿抬高锻炼等[1]。研究表明关于膝关节的功能锻炼，患者体位与训练参数均是影响恢复效果的重要因素，其中训练参数又以膝关节抗阻力量、活动速度、角度、时间最为重要[2]。若想智能、自动、精准地控制这些参数，须通过机械结构与电气控制设计达到目标[3]。

据世界卫生组织（World Health Organization,WHO）统计，在全世界年龄大于60岁的人群中，有9.6%的男性和18.0%的女性患有膝关节骨性关节炎，在我国，60岁以上的老人患病率高达49%。随着人口老龄化程度的加快，这种疾病会不断增加[4]。而研究调查发现，目前国内外膝关节的功能锻炼设备大多数以持续被动锻炼或外骨骼辅助为主，其锻炼模式与训练参数设置较为单一，若同时需要多种模式的综合治疗，则需要经常更换设备，操作、实施较为烦琐[5-6]。

目前国内患者数不断增加，康复训练医师数量不足，康复医疗体系发展不全面，研究开发一种多功能膝关节锻炼康复设备势在必行。根据王森[7]的调查与研究，数据表明人体在不同的运动状态下，膝关节的屈曲角度不尽相同，其最大范围约为0～120°。以此作为膝关节康复设备的核心设计理论依据，能够保证该设备在坐姿、仰卧与俯卧等多种姿势中均满足屈曲角度活动需求，同时该设备集合了多种功能锻炼模式为一体，可实现多种训练参数设置与精准控制[8]。

1 机械结构设计

智能化多功能膝关节功能锻炼设备主要由控制箱、可调节座椅、活动摇臂组成。可调节座椅在JK-GST-01型号股四头肌训练椅的基础上进行设计改装，分为座椅与靠背两部分，座椅的后方设置有延长出坐垫的方钢管，而靠背的下侧设置有由方钢套管焊接而成的三角形结构，这两部分可通过套管结构实现不同角度的组装。当其组装为靠椅时，腰靠倾角为100°，符合人体工效学要求；当其组装为床时，床面与地面保持水平[9]。如图1和图2所示。

控制箱位于上述可调节座椅的右侧，箱体上方设置有一块触摸屏，触摸屏下方设置有开关按钮与转速调节旋钮；控制箱内部由减速电动机、磁粉制动器、电磁离合器、主动轴、从动轴、传动轴、同步带轮组以及控制系统等组成。减速电动机为Linix YN100-200/104JB100G1542型，其额定功率为200 W，自带1∶100减速比的减速箱，最大可输出40 N·m的扭矩；电磁离合器采用DLD-40型内轴承挂耳干式离合器，其额定传递扭矩为40 N·m。磁粉制动器型号为FZ-A-50，其在24 V 1.8 A的条件下最大可输出50 N·m的扭矩。减速电动机安装于控制箱内的底板，其输出轴与主动轴通过伞齿轮连接；主动轴的一端通过轴承支座安装于控制箱体内左侧壁，另一端则嵌入电磁离合器的输入端并紧固；从动轴的一端与电磁离合器的输出端紧固，另一端通过轴承支座安装于控制箱体内右侧壁，轴中部安装有第一同步带轮；磁粉制动器安装于减速电动机右侧，其输出轴安装有第二同步带轮；传动轴位于控制箱体的中部，右端通过轴承支座安装在箱体内右侧壁上，左端则穿过轴承支座与箱体左侧壁露出在外，轴中部安装有第三同步带轮；同步带连接此3只同步带轮；控制箱底板的4个角各安装有一脚轮，便于控制箱的移动。

活动摇臂分为左右对称两部分，两部分结构完全相同，均由固定杆、旋转杆与踝关节支撑杆组成。固定杆与旋转杆的主体均为方钢管；固定杆的一端焊接有轴承座，另一端则安装在可调节座椅上；旋转杆的一端焊接有旋转轴，可与固定杆上的轴承座紧固；踝关节支撑杆通过套管的方式安装在旋转杆的另一端；左右两踝关节支撑杆可以通过装卸联轴器来选择是由单腿还是由双腿参与功能锻炼。

2 控制系统设计

2.1 硬件设计

控制系统硬件框架如图3所示。主控电路板的核心可编程逻辑控制器（programmable logic controller,PLC）选用Siemens公司的SIMATIC S7-200 SMART，角度传感器的型号为DYL618T，其角度测量量程为0～360°，读取数据间隔为0.1 s。控制系统整体分为两种工况：①操作者使用工控触摸屏下达指令，电磁离合器吸合，则该状态下磁粉制动器断电，减速电动机得电。角度传感器可实时监测活动摇臂与水平面的夹角角度，并将其测量值转化为0～10 V标准信号，经过模拟量模块转换为数字信号，传送给PLC。PLC通过此信号反馈的当前角度值与操作者所设定的角度值进行对比，控制减速电动机的启停与换向。②操作者使用工控触摸屏下达指令，电磁离合器断开，则磁粉制动器得电，减速电动机断电。PLC根据操作者输入的阻力值大小，将其转换为0～10 V标准信号输入磁粉制动器驱动器，驱动器通过此信号输出相应大小的激磁电流，磁粉制动器可根据激磁电流大小来输出相应的扭矩[10]。

2.2 软件设计

本设备的软件系统采用STEP 7-Micro/WIN SMART软件进行编程，当系统程序初始化之后，操作者选择主动模式或被动模式来确定启动相应子程序。若选定模式为被动模式，操作者只需为患者设定各项训练参数并启动程序，设备便会进入全自动运行阶段，患者跟随活动摇臂的动作即可开始相应的功能锻炼；若选定模式为主动模式，操作者在设定所有训练参数并启动程序后，患者需要自身发力，程序会即时根据患者的锻炼状况做出判定与反馈，当患者无法完成全部功能锻炼流程时，程序得采取强制措施结束。软件系统控制流程如图4所示。

2.3 人机界面设计

工控触摸屏选用了Siemens公司的S7-200 SMART V3 700IE作为人机界面，主要包括主动模式界面与被动模式界面。

本设备的主动模式界面如图5所示，可显示当前倾角，坐位伸膝、直腿抬高与俯卧屈膝3种模式的当前锻炼次数、总锻炼次数与锻炼时的阻力大小。当前倾角即活动摇臂与水平面之间的夹角。如需设定或更改总锻炼次数时，可直接点击“设定次数”方框内的绿色数字，此时会弹出数字键盘，在键盘上输入相应的数字并点击回车键，即可设定总运动次数；同理适用于设定阻力值大小。3种模式均拥有单独的开关按钮，点击“坐位伸膝”模式开关按钮时，按钮显示凹陷，同时设备将根据设定的参数自动进入“坐位伸膝”模式功能锻炼；再次点击此按钮时，按钮显示凸起，同时结束“坐位伸膝”模式功能锻炼。此操作模式同样适用于“直腿抬高”与“俯卧屈膝”两种功能锻炼模式。界面中还设置有“手动正转”与“手动反转”按钮，当点击“手动正转”按钮时，按钮显示凹陷，同时活动摇臂将绕轴顺时针旋转，若旋转过程中再次点击按钮，按钮显示凸起，活动摇臂立即停止旋转；若未再次点击按钮，活动摇臂将会旋转至0°位置并自动停止；点击“手动反转”按钮时，按钮显示凹陷，同时活动摇臂将绕轴进行逆时针旋转，若旋转过程中再次点击按钮，按钮显示凸起，活动摇臂立即停止旋转；若未再次点击按钮，活动摇臂将会旋转至-90°位置并自动停止。

本设备的被动模式界面如图6所示，可显示上述3种锻炼模式的已运行时长，并可设定3种锻炼模式的总运行时长与活动摇臂的终点角度，其参数设置方法同主动模式。被动模式界面的其余功能与设定操作方式均与主动模式界面相同，不再赘述。

3 实验验证

在本设备的研究初期，即确定其能够精准控制所设定的各项训练参数为核心目标。此次实验将选择“坐位伸膝”功能锻炼模式进行相关训练参数的采集与分析。

3.1 实验方法

3.1.1 主动模式实验方法

启用座椅模式，开启设备并选择“主动模式”，点击“手动反转”按钮使活动摇臂处于-90°，即“坐位伸膝”功能锻炼模式的初始位置，活动摇臂到位后再次点击“手动反转”按钮使其弹起。此时将数显式拉压力计NK-200型通过紧固件安装在踝关节支撑杆上，拉压力计与活动摇臂的旋转杆呈垂直状态。同时将实验人员的右脚脚踝与拉压力计的感应端绑定，杜绝实验过程中脚踝与拉压力计松脱的意外。该模式功能锻炼阻力值设定为8 kgf（1 kgf≈9.8 N），进行5次循环，保持时长为程序预设定的8 s，通过拉压力计的上位机软件记录功能锻炼过程并生成力值变化曲线。

3.1.2 被动模式实验方法

启用座椅模式，开启设备并选择“被动模式”，点击“手动反转”按钮使活动摇臂处于-90°，即“坐位伸膝”功能锻炼模式的初始位置，活动摇臂到位后再次点击“手动反转”按钮使其弹起。此时将博世DNM 60 L专业型数字倾角水平尺固定在活动摇臂的旋转杆上，水平尺与旋转杆呈平行状态。实验人员将右脚脚踝置于踝关节支撑杆上方并绑定，以防松脱。设定活动摇臂的终点为0°，进行15次功能锻炼，活动摇臂的角速度通过设定减速电动机的转速旋钮使其工作在3°/s的速度下，通过读取秒表与倾角水平尺的数据并记录锻炼过程。

3.2 实验结果

主动模式8 kgf的力值变化曲线如图7所示，被动模式3°/s的角度行程与运行时间实验数据如图8所示。

3.3 实验结论

在主动模式功能锻炼中，阻力保持时间都处于相对稳定的水平，单次误差最大为0.3 s，平均误差为0.06 s，单次最大误差百分比为3.75%，小于研究设计初期提出的误差5%。而在阻力保持时间段内，当设定阻力值为8 kgf时，真实阻力值的平均值为7.849 6 kgf，误差为1.88%，单次最大误差为3%。在被动模式功能锻炼中，根据实验记录与计算，可得出当活动摇臂以3°/s运行时，其真实平均速度为3.006°/s，误差为0.2%；单次最大过冲角度为0.9°，误差为1%。

3.4 基于实验结果的探究

（1）设定阻力值与真实阻力值的误差。

本设备的阻力扭矩是由磁粉制动器的输出轴提供的，但该扭矩通过同步带轮组传递至活动摇臂时会因传动效率造成一定的扭矩损失[11]，且活动摇臂的自重也会对实验结果造成一定的影响；实验人员在抗阻的过程中因腿部肌肉与关节的轻微颤动，会造成力值曲线的波动。

（2）角度与角速度的误差。

减速电动机在工作原理上不适合过于频繁的正反转换向，且自身对转速精度控制不佳；角度传感器的采样率较为平庸，且采集到的信号通过模拟量输入模块转换后再进入PLC，增加了延迟。所以在相对高速的情况下，过冲现象就会比较明显，也会导致实际角速度偏大。

3.5 临床使用效果

邀请在本院接受膝关节康复治疗的数名患者试用本膝关节康复设备，根据患者的病情分为两组，A组：基本无自主活动能力的患者；B组：有一定自主活动能力的患者。根据病情需要，A组患者采用被动模式锻炼，B组患者采用主动模式锻炼，每一名患者的活动时间与强度均谨遵医嘱。对于A组患者，经过本设备的锻炼，有效地扩大了膝关节的活动角度范围，促进了血液循环，对于筋肉粘连与肌肉萎缩也有一定的预防效果，对于肌无力患者康复效果较为显著；对于B组患者则采用本院特有的评定标准，观测其基于平地、台阶等环境下的步态与肌力水平，患者经锻炼后，均有不同程度恢复水平的提升，在台阶环境下的步态平稳程度有较大改善。

4 结论

本研究制造了一款多功能智能化膝关节功能锻炼设备，旨在帮助膝关节病变患者进行多样化且针对性的功能锻炼，同时使锻炼过程自动化、精准化。实验过后探究了本设备目前的不足，并将继续研究与完善本设备作为今后的目标。同时本设备的研制为功能锻炼疗法的推广应用奠定了一定的基础，减轻医护人员劳动强度、提升工作效率、节约劳动成本，具有广阔的市场前景，同时创造更大的社会效益。