用于在神经运动损伤中恢复运动的自主控制的装置和方法

用于在神经运动损伤中恢复运动的自主控制的装置和方法
【专利摘要】本发明公开了一种用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复运动的自主控制的装置，所述装置包含多向躯干支撑系统和用于硬膜外电刺激的设备。所述机器人界面能够在具有神经运动损伤的对象中，在多种自然行走行为中评估、赋能和训练运动模式的生成和平衡。任选地，可以给药药理活性混合物以改进康复结果。还公开了一种通过将机器人辅助评估工具与精细复杂的神经生物力学和统计学分析相结合，来评估、赋能和训练遭受神经运动损伤的对象的方法。还公开了一种用于遭受神经运动损伤、特别是肢体部分或完全麻痹的对象的康复(该术语还包括恢复运动的自主控制)的方法。
【专利说明】用于在神经运动损伤中恢复运动的自主控制的装置和方法

【技术领域】
[0001] 本发明涉及医学工程领域，具体来说涉及用于受伤对象的康复的装置和系统，更 具体来说涉及用于运动系统、尤其是肢体的康复的装置和系统。

【背景技术】
[0002] 神经运动障碍例如脊髓损伤（SCI)和卒中引起运动模式生成和平衡的不同损害 (Courtine，G.等，在脑输入丧失后无功能的脊髓回路转化成有功能状态（Transformation of non-functional spinal circuits into functional states after the loss of brain input)，Nat Neurosci 12，1333_1342(2009) ;Harkema，S.J.等，人类腰M部脊髓 角军释踏步期丨司的负载（Human lumbosacral spinal cord interprets loading during stepping)，J Neurophysiol77, 797-811 (1997))。
[0003] 因此，对于步态的评估和神经康复来说，分离这些子功能是必需的。从概念上说， 神经康复系统应该起到推进性和姿势性神经假体的作用，按照实验目的或患者特异性需求 以不同程度协助或扰动推进、平衡或两者的组合。
[0004] 用于补偿受损的推进和平衡的现有系统依赖于被动弹簧支撑、配重机构或闭 环力量控制系统，它们在局限于踏步机的踏步期间在躯干水平上产生竖直方向的力 (Nessler，J.A.等，用于研究卩齿齿动物脊髓损伤后的运动的机器人装置（A robotic device for studying rodent locomotion after spinal cord injury), IEEE transactions on neural systems and rehabilitation engineering:a publication of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society 13,497_506(2005) ;Frey，M.等，新的 机电一体化体重支撑系统（A novel mechatronic body weight support system)，IEEE transactions on neural systems and rehabilitation engineering:a publication of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society 14,311-321 (2006))〇 然而，这些方法显示出几个缺点：（i)当前的系统仅在竖直方向上提供支撑，而平衡良 好的运动需要事实上在每个方向上精细调节的躯干移动（Winter，D. A.，MacKinnon，C. D.，Ruder，G. K. &Wi eman，C.，人类步态中上体平衡和姿势的整合的EMG/生物力学模型 (An integrated EMG/biomechanical model of upper body balance and posture during human gait)，Prog Brain Res 97,359-367(1993)) ;(ii)显著调节运动的视觉 流（Orlovsky，G. N.，Deliagina，T. G. &Grillner，S.，运动的神经元控制：从软体动物到 人类（Neuronal control of locomotion:from mollusc to man)，Oxford University Press，Oxford，1999)，在局限于踏步机的踏步期间受到抑制；（iii)康复被局限于在踏步 机上踏步（Musselman，K.，Brunton，K.，Lam，T. &Yang，J.，脊髓损伤功能性步行剖析：步行 會巨力白勺新白勺度量（Spinal cord injury functional ambulation profile :a new measure of walking ability),Neurorehabilitation and neural repair 25,285-293(2011));这 是与天然运动任务的丰富指令表显著不同的状况。
[0005] 已设计了机器人系统来克服这些限制。ZeroG(Hidler，J.等，ZeroG :地上步态 和平衡训练系统（ZeroG:overground gait and balance training system)，Journal of rehabilitation research and development 48,287-298(2011))使用安装在轨道引导的 台车上的抬升装置在地上行走期间提供竖直方向的支撑。然而，轨道限制对象沿着固定方 向，并且躯干支撑局限于竖直方向。NaviGaitor (Shetty，D.，Fast，A. &Campana，C. A.，步行 悬挂和康复装置（Ambulatory suspension and rehabilitation apparatus) (US7462138)) 允许利用高架式线性多轴系统在所有方向上平移，但是它的笨重结构产生高惯性，阻止了 以正常的步伐移动。
[0006] 因此，存在着获得克服了现有技术的缺点的机器人系统的问题。具体来说，对于解 决了这些各种问题的多向躯干支撑系统存在着需求。
[0007] 本领域中的另一个问题是对象中运动功能的评估通常依赖于目测评分系统 (Basso, D.M.等，户外运动分值的MSCIS评估：经验和团队合作对可靠性的影响，多中 心动物脊髓损伤研究（MASCIS evaluation of open field locomotor scores:effects of experience and teamwork on reliability.Multicenter Animal Spinal Cord Injury Study)， Journal of neurotrauma 13,343-359(1996))或单变量分析 (Z5rner，B.等，剖析运动恢复：在啮齿动物中CNS损伤后损害的全面定量（Profiling locomotor recovery:comprehensive quantification of impairments after CNS damage in rodents)，Nature methods 7, 701-708(2010))，其不仅缺乏客观性，而且 不能捕获运动控制策略的多维关联结构（Musienk〇，P.等，通过脊髓回路的多维单胺 能调节控制特定运动行为（Controlling specific locomotor behaviors through multidimensional monoaminergic modulation of spinal circuitries)， J Neurosci 31, 9264-9278(2011)) 〇
[0008] 众所周知，基于活动的干预利用了本体感受的信息来提高训练期间的脊髓运动 输出（H.Barbeau，S.Rossignol，在成年猫中长期脊髓切开术后运动的恢复（Recovery of locomotion after chronic spinalization in the adult cat)， Brain Res 412, 84 (May 26, 1987) ;R. G. Lovely，R. J. Gregor，R. R. Roy，V. R. Edgerton，在成年脊 髓猫中训练对完全负重踏步的恢复的影响（Effects of training on the recovery of ful1-weight-bearing stepping in the adult spinal cat)， Experimental neurology 92, 421 (May，1986) ;A. Wernig，S. Muller，在具有严重脊髓损伤的人中使 用体重的 Laufband 运动支持改善的行走（Laufband locomotion with body weight support improved walking in persons with severe spinal cord injuries)， Paraplegia30, 229 (Apr，1992))促进了尽管不完全但严重的脊髓损伤（SCI)后能够恢复运 动的塑性变化（A. Wernig，S. Muller，在具有严重脊髓损伤的人中使用体重的Laufband运 动支持改善的行走（Laufband locomotion with body weight support improved walking in persons with severe spinal cord injuries), Paraplegia 30,229 (Apr，1992)； A. Wernig，S. Muller，A. Nanassy，E. Cagol，基于"脊髓运动规则"的 Laufband 疗法在脊髓损 伤的人中有效（Laufband therapy based on'rules of spinal locomotion'is effective in spinal cord injured persons)，Eur J Neurosci 7,823 (Apr l，1995))〇
[0009] 最近的病例研究表明，与腰骶段的硬膜外电刺激相结合，基于活动的康复也可 以在运动完全截瘫后恢复棘上介导的移动（Harkema，S.等，在运动完全截瘫后腰骶脊 髓的硬膜外刺激对自主运动、站立和辅助踏步的影响：病例研究（Effect of epidural stimulation of the lumbosacral spinal cord on voluntary movement, standing, and assisted stepping after motor complete paraplegia: a case study), Lancet，377, 1938 (Jun 4, 2011))。
[0010] 有组合的证据表明步态康复应该在地上进行（Wessels，M.，Lucas，C.，Eriks，I .&de Groot，S.，在具有不完全脊髓损伤的人中用于恢复行走的支撑体重的步态训练：系 统性综述（Body weight-supported gait training for restoration of walking in people with an incomplete spinal cord injury:a systematic review), Journal of rehabilitation medicine!official journal of the UEMS European Board of Physical and Rehabilitation Medicine 42,513_519(2010))，跨越多种步行范式（M usselman，K.，Brunton，K.，Lam，T. &Yang，J.，脊髓损伤功能性步行剖析：步行能力的新 的度量(Spinal cord injury functional ambulation profile:a new measure of walking ability), Neurorehabilitation and neural repair 25,285-293 (2011))，使 用适当的支撑条件（Wessels，M.，Lucas，C.，Eriks，I. &de Groot，S.，在具有不完全脊髓 损伤的人中用于恢复行走的支撑体重的步态训练：系统性综述（Body weight-supported gait training for restoration of walking in people with an incomplete spinal cord injury:a systematic review), Journal of rehabilitation medicine:official journal of the UEMS European Board of Physical and Rehabilitation Medicine 42, 513-519 (2010) ;Reinkensmeyer，D. J.等，用于理解和优化机器人步态训练的工 具(Tools for understanding and optimizing robotic gait training)， Journal of rehabilitation research and development 43,657-670(2006) ；Ada, L. , Dean, C. M.，Vargas，J. &Ennis，S.，在卒中后早期不能行走的患者中利用体重支撑物的机械 辅助的行走与辅助地上行走相比导致更加独立的行走：系统性综述（Mechanically assisted walking with body weight support results in more independent walking than assisted overground walking in non-ambulatory patients early after stroke : a systematic review)，Journal of physiotherapy 56，153-161 (2010))、 赋能系统（Courtine，G.等，在脑输入丧失后无功能的脊髓回路转化成有功能状态 (Transformation of non-functional spinal circuits into functional states after the loss of brain input)，Nat Neurosci 12，1333_1342(2009) ;Harkema，S.等，在 运动完全截瘫后腰骶脊髓的硬膜外刺激对自主运动、站立和辅助踏步的影响：病例研究 (Effect of epidural stimulation of the lumbosacral spinal cord on voluntary movement, standing, and assisted stepping after motor complete paraplegia:a case study)，Lancet 377,1938-1947(2011) ;Kwakkel，G.，Kollen，B.J.&Krebs，H.I·，机器人 辅助疗法对卒中后上肢恢复的影响：系统性综述（Effects of robot-assisted therapy on upper limb recovery after stroke:a systematic review), Neurorehabilitation and neural repair 22，111_121 (2008) ;Edgerton，V.R.&Roy，R.R·，机器人训练和 脊 髓塑性(Robotic training and spinal cord plasticity)， Brain research bulletin 78, 4-12 (2009) ;Reinkensmeyer，D. J.等，用于理解和优化机器人步态训 练的工具(Tools for understanding and optimizing robotic gait training)， Journal of rehabilitation research and development 43, 657-670(2006))> 任务 特异性感官暗示（C〇urtine，G.等，在脑输入丧失后无功能的脊髓回路转化成有功能状 态(Transformation of non-functional spinal circuits into functional states after the loss of brain input), Nat Neurosci 12,1333-1342(2009) ;Harkema，S.等， 在运动完全截瘫后腰骶脊髓的硬膜外刺激对自主运动、站立和辅助踏步的影响：病例研究 (Effect of epidural stimulation of the lumbosacral spinal cord on voluntary movement, standing, and assisted stepping after motor complete paraplegia:a case study)，Lancet 377,1938-1947(2011))和患者的主动合作（Duschau-Wicke, A. ,Caprez ，A. &Riener，R.，在机器人辅助的步态训练期间患者合作的控制提高了 SCI个体的主动参 与（Patient-cooperative control increases active participation of individuals with SCI during robot-aided gait training), Journal of neuroengineering and rehabilitation 7, 43(2010) ;Edgerton, V. R. &Roy, R. R.，机器人训练和脊髓塑性（Robotic training and spinal cord plasticity),Brain research bulletin 78,4-12 (2009)),但 是这些概念仍然是分立的，并且没有指示在动物和人类两者中，如何获得在CNS障碍后评 估和恢复运动功能的统一的治疗性工具。
[0011] 此外，根据现有技术状态，对象仍不能实现运动的自主控制。
[0012] 对于提供用于患有神经肌肉紊乱、特别是肢体的部分或完全麻痹的对象的康复并 实现运动的自主控制的方法，仍存在问题。
[0013] 对于提供用于在神经运动损伤中恢复运动的自主控制的装置，也存在需求，所述 装置能够用作推进性和姿势性神经假体，根据实验目的或患者特异性需求以不同程度协助 或扰动推进、平衡或两者的组合。具体来说，这种装置应该能够执行运动功能的客观评估， 捕获运动功能的多维关联结构。此外，这样的装置应该能够指导有需要的对象恢复运动的 自主控制，并且视情况而定，也应该是对对象"透明的"。
[0014] 发明概述
[0015] 现在已发现，将多向躯干支撑系统与用于硬膜外电刺激的设备相结合，解决了现 有技术的问题。
[0016] 因此，如权利要求书中所定义，本发明的目的是一种用于在遭受神经运动损伤的 对象中恢复运动的自主控制的装置，所述装置包含多向躯干支撑系统和用于硬膜外电刺激 的设备。
[0017] 如权利要求书中所定义，本发明的另一个目的是一种机器人界面，其能够在具有 神经运动损伤的对象中，在多种自然行走行为中评估、赋能和训练运动模式的生成和平衡。 令人吃惊的是，为这种机器人界面提供用于硬膜外电刺激的设备并任选地提供药理活性混 合物，与所述机器人界面的某些改进一起，产生了用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复 运动的自主控制，能够实现远高于现有技术的装置的康复结果的装置。
[0018] 如权利要求书中所定义，作为本发明的另一个目的，还已发现了一种通过将机器 人辅助评估工具与精细复杂的神经生物力学和统计学分析相结合，来评估、赋能和训练遭 受神经运动损伤的对象的方法。所述方法提供了精细客观地评估步态和平衡的控制以及它 们之间的相互作用的手段。
[0019] 作为本发明的一个目的，还已发现了一种用于遭受神经运动损伤、特别是肢体部 分或完全麻痹的对象的康复（该术语还包括恢复运动的自主控制）的方法，这种方法实现 运动的自主控制，包括在地上训练计划中施加电刺激和任选的药理学刺激并使用上述的机 器人界面。
[0020] 在本发明的实施方式中，在所述装置中，所述多向躯干支撑系统为所述对象提供 对抗重力的支撑。
[0021] 在本发明的另一种实施方式中，所述多向躯干支撑系统包含：
[0022] a.机器人界面，其含有具有η个驱使自由度的末端执行器；
[0023] b.整合在所述机器人界面中或附连于所述机器人界面的，用于在所述自由度中在 所述机器人的末端执行器处提供顺从性/弹性或粘弹性行为的机构；
[0024] c.用于测量仅由这种顺从性产生的所述末端执行器的运动的传感器；或用于测 量由这种顺从性的运动（顺从变形）产生的力（扭转）的传感器；
[0025] d.连接到使用所述装置的所述对象的接口，用以将所述自由度中的任意扭转传递 到所述对象。
[0026] 在本发明的另一种实施方式中，所述传感器是位置传感器或力量传感器。
[0027] 在本发明的另一种实施方式中，所述多向躯干支撑系统包含：
[0028] i.多向弹性解耦系统；具有沿着X、Y、Z笛卡尔坐标系的水平、正交轴X和Y以及 坚直轴Z的三个马达驱动的线性驱使模块和围绕所述坚直轴Z的一个马达驱动的旋转驱使 模块，所述各轴定义了 4个自由度；其中所述线性驱使模块通过悬架系统同时解耦，所述悬 架系统具有在所述四个自由度的每个中定向的顺应性元件；
[0029] ii.平行Delta运动系统，以防止倾斜。
[0030] 任选地，本发明的装置可以装备有机器人腿。
[0031] 可以使用任何类型的位置传感器（旋转或纵向）或力量传感器。在本发明的一种 实施方式中，所述传感器选自无接触磁编码器、电位计和激光器。出于本发明的目的，打算 可以根据本领域技术人员的知识使用任何类型的适合的传感器。例如，在所述装置中，4个 无接触磁编码器位于所述Delta系统的联结处。
[0032] 根据本发明的另一个目的，所述装置还包含计算机，其与所述模块交通并获取来 自于所述编码器的信息，并任选地与运行用户界面的第二计算机交换信息。
[0033] 在本发明的实施方式中，在所述装置中，所述马达驱动的驱使模块提供彼此独立 的恒力模式。
[0034] 在本发明的实施方式中，在所述装置中，沿着所述水平、正交轴X和Y的所述马达 驱动的线性驱使模块和围绕所述坚直轴Z的所述马达驱动的旋转驱使模块提供透明模式， 并且沿着所述坚直轴Z的所述马达驱动的线性驱使模块提供恒力模式。
[0035] 在本发明的另一种实施方式中，在所述装置中，可以在所有方向（主要是X、Y、Z) 上使用恒力模式，特别是在训练模式中。
[0036] 在本发明的另一种实施方式中，所有模块也可以以可变力模式（例如门相位依赖 性支撑）驱使。
[0037] 本发明的装置用于遭受神经运动损伤的对象的康复（包括恢复运动的自主控 制），其中所述神经运动损伤选自例如肢体的部分和完全麻痹。
[0038] 正如从上面的描述显然看出的，在本发明的一体化概念中，在多向躯干支撑系统 与用于硬膜外电刺激的设备的组合的基础上，可以使用包含单胺能受体的激动剂的组合的 混合物来改进需要所述装置的对象的运动自主控制的恢复。在这种意义上，本发明的另一 个目的是一种用于在遭受神经运动障碍的对象中恢复运动的自主控制的药物组合物，其包 含5HT1A、5HT2A/C、5HT7和DAl样受体的激动剂的组合。
[0039] 本发明的另一个目的是一种用于在患有神经运动障碍的对象中恢复自主运动的 药物组合物，其包含单胺能受体（特别是血清素能受体、多巴胺能受体和肾上腺素能受体） 的激动剂的组合。
[0040] 根据本发明的某些实施方式，所述神经运动障碍选自脊髓损伤和卒中后果。
[0041] 本发明的另一个目的是一种在患有神经运动障碍的对象中恢复运动的自主控制 的方法，所述方法包括：
[0042] a.使用上面公开的装置；
[0043] b.提供电刺激，特别是向神经运动病变位点，更特别是向脊髓病变位点，并任选地 给药如上所公开的包含单胺能受体的激动剂的组合的药物组合物。
[0044] 在本发明的情形中，上述方法不打算将步骤a)和b)必须一个接一个执行，而是按 照本发明的教示使用它们，特别是可以将使用用于硬膜外刺激的装置的电刺激设定在方法 的不同时刻，并且甚至可以在硬膜外刺激已激发脊髓神经元并与脑建立交通后单独使用装 置。
[0045] 在本发明的实施方式中，用于恢复运动的自主控制的方法还包括在使用上面公开 的装置并施加硬膜外电刺激之前，为所述对象提供踏步机锻炼。
[0046] 本发明的另一个目的是一种用于操作上面公开的装置的方法，所述方法包括下列 步骤：
[0047] a.评估模式，其中所述装置利用沿着所述坚直轴Z的马达驱动的驱使模块，以弹 簧样状态或重力减低状态提供对抗重力的支撑；
[0048] b.赋能模式，其中所述装置利用沿着所述水平轴X的马达驱动的驱使模块，使用 恒定速度的向前运动提供推进性和/或姿势性辅助，同时沿着所述坚直轴Z的马达驱动的 驱使模块以体重的一定百分率提供恒力坚直方向的支撑，并且沿着所述水平轴Y的马达驱 动的驱使模块和围绕所述坚直轴Z的马达驱动的旋转驱使模块在横向方向上提供刚性支 撑；
[0049] c.训练模式，其中所述装置利用沿着所述坚直轴Z的马达驱动的驱使模块提供对 抗重力的姿势支撑，沿着所述水平轴X的马达驱动的驱使模块被设定为透明，围绕所述坚 直轴Z的马达驱动的旋转驱使模块被设定为刚性或透明，沿着所述水平轴Y的马达驱动的 驱使模块被设定为刚性或透明。
[0050] 在本发明的实施方式中，在上述方法中，在步态周期上进行主成分（PC)分析。
[0051] 有利的是，本发明提供了一种装置，其解决了避开现有技术的笨重机器人结构的 惯性的问题，并有效地解决了与现有支撑系统相关的主要问题，例如单向躯干支撑、高惯性 或局限于踏步机的踏步。
[0052] 此外，本文中公开的装置可以提供形成运动功能的步态和踏步的复杂性的客观评 估。所述装置还可以在康复过程中提供精细调节的赋能和训练计划。

【专利附图】

【附图说明】
[0053] 现在将在本发明的在实验动物上的示例性实施方式中，也利用附图和实施例对本 发明进行详细公开。所述系统可以放大至人类。
[0054] 在附图中
[0055] 图1示出了本发明的机器人界面的示例性实施方式的透视图。驱使自由度（X、Y、 Ζ、φ )用箭头表示。将使用装置的对象，通过适合的手段（例如在躯干高度处附连到背板 的皮肤状夹克）连接到装置。对象也带有用于硬膜外电刺激的设备，所述装置按照公知的 方法放置。
[0056] 图2示出了本发明的实施方式的多向弹性解耦系统的详细视图。
[0057] 图3Α和3Β示出了以下条形图：报告了条件之间的平均（η = 7只大鼠）3D距离 (每只大鼠的距在不使用机器人的情况下所有步态周期的平均值的距离）（Α，上图）以及3D 离差（步态变化性）（Α，下图）的条形图；沿着梯子运动期间条件之间的3D距离（Β，上图） 和步态的PC分析（Β，下图）的条形图。a. u.任意单位。误差条，S.E.M.;报告了在模式生 成和平衡的评估中，在机器人界面中通过PC分析（a. u.任意单位）计算的来自于完整大鼠 的平均距离（C，上图）以及步态变化性（C，下图）的条形图；报告了在使用机器人姿势性神 经假体以便在皮层卒中后能够进行熟练的运动控制的实验中的来自于病变前试验的平均 (η = 5只大鼠）3D距离的条形图（D) (**在p〈0. 01下与所有病变前条件显著差异）；分别 涉及距病变前的距离a)，准确定位在阶梯上的踏步的百分率b)(白色条：踏上，灰色条：蹒 跚），距病变前的距离c)，准确定位在阶梯上的踏步的百分率d)(白色条：踏上，黑色条：跌 落，灰色条：蹒跚）的条形图（E) (a. u.任意单位。误差条，S. E. M. :在p〈0. 01下与病变前 条件显著差异）。该条形图将在使用机器人姿势性神经假体以便在中度和重度SCI后能够 在阶梯上进行协调运动的实验中在P〈〇. 01下有显著差异的条件相关联（对于所有图来说： 白色：病变前，灰色：使用机器人，黑色：不使用机器人；虚线：没有刺激）；报告了使具有严 重SCI的大鼠中恢复平衡的转向在由机器人姿势性神经假体赋能的训练实验中，每个运动 轨迹与最适轨迹之间的平均距离（左图）和骨盆段相对于前进方向矢量的最大偏差（右 侦U的条形图（F)(误差条，S. E. M. :在p〈0. 01下与所有其他未标记条件显著差异）。
[0058] 图4 :是机器人界面和控制方案的技术描述。
[0059] 发明详述
[0060] 根据本发明的总体概念，通过多向躯干支撑系统与用于硬膜外电刺激的设备的基 本组合，使实现运动的自主控制的目标成为可能。原则上，任何类型的公知的多向躯干支撑 系统和任何类型的用于硬膜外电刺激的设备都适合于执行本发明。上面的描述也提供了旨 在改进本发明的某些方面的某些实施方式的详细情况。
[0061] 所述多向躯干支撑系统为所述对象方便地提供了对抗重力的支撑。
[0062] 在本发明的优选实施方式中，所述多向躯干支撑系统包含机器人界面，其包含具 有η驱使自由度的末端执行器；整合在所述机器人界面中或附连于所述机器人界面的，用 于在所述自由度中在所述机器人的末端执行器处提供顺从性/弹性或粘弹性行为的机构； 用于测量仅由这种顺从性产生的所述末端执行器的运动的传感器；以及连接到使用所述装 置的所述对象的接口，用以将所述自由度中的任意扭转传递到所述对象。
[0063] 根据本发明，机器人界面具有至少1个、优选地至少2个、更优选地至少3个、甚至 更优选地至少4个自由度。整合在所述机器人界面中或附连于所述机器人界面并在所述自 由度中在所述机器人的末端执行器处提供顺从性/弹性或粘弹性行为的机构，在本领域中 是公知的，并且不需在这里特别描述，上述的传感器和接口也是如此。
[0064] 为了解决避开笨重的机器人结构的惯性的问题，本发明的机器人界面被提供有多 向弹性解耦系统（也被称为多向躯干支撑系统），其为机器人提供了透明性。这种机器人界 面有效地解决了与现有的支撑系统相关的主要问题，例如单向躯干支撑、高惯性或局限于 踏步机的踏步。本发明提供了采取机器人界面形式的装置，其在使用所述界面或得到所述 界面帮助的对象在大的工作空间内的地上前进时，沿着η个、优选为4个自由度（DoF)连续 且独立地协助或扰动推进和平衡。具体来说，本发明提供所述装置作为用于遭受特别是由 神经运动损伤造成的运动系统受损、特别是遭受部分或完全麻痹的对象的康复的手段。 [0065] 在第一实施方式中，所述机器人界面被用于遭受脊髓损伤（SCI)的对象的康复。
[0066] 在第二实施方式中，所述机器人界面被用于遭受卒中后果的对象的康复。
[0067] 有利的是，所述机器人界面能够在涵盖广泛的运动行为和高级能力的自然条件 下，评估、赋能和训练行走其间的模式生成和平衡。
[0068] 在本发明的一种实施方式中，所述多向躯干支撑系统包含：
[0069] i.多向弹性解耦系统；具有沿着X、Y、Z笛卡尔坐标系的水平、正交轴X和Y以及 坚直轴Z的三个马达驱动的线性驱使模块和围绕所述坚直轴Z的一个马达驱动的旋转驱使 模块，所述各轴定义了 4个自由度；其中所述线性驱使模块通过悬架系统同时解耦，所述悬 架系统具有在所述4个自由度的每个中定向的顺应性元件；
[0070] ii.平行的Delta运动系统，以防止倾斜。
[0071] 现在参考图1，本发明的机器人界面的示例性实施方式包含：
[0072] (1)连续的机器人模块，其由定义了笛卡尔坐标系（x，y，z)的三个平移轴以及一 个旋转轴（P )构成，并用通用参考数字（1)表示；
[0073] (ii)平行的Delta运动系统，其防止倾斜并允许测量对象的位置，并用通用参考 数字⑵表示；
[0074] (iii)悬架系统，其具有在所述连续结构的4个DoF的每个中定向的弹簧（图 2)，以便将笨重的机器人结构的惯性与末端执行器解耦。这种悬架系统利用系列弹性致 动器的高性能来实现行为透明的触觉装置（Pratt，G.A.等，刚度不是一切（Stiffness Isn't Everything), International Symposium on Experimental Robotics (ISER) (Springer, Stanford, USA, 1995) ;Vallery, H.等，康复机器人的顺应性驱动-系列弹性 致动器的好处与限制（Compliant actuation of rehabilitation robots-Benefits and limitations of series elastic actuators),Ieee Robot Autom Mag 15,60-69(2008))。
[0075] 本发明的机器人界面有利地允许沿着4个独立的DoF实时控制身体移位（推进） 和体重支撑（BWS)(平衡），所述控制可以连续地调节，即从刚性位置控制到透明的零力量 控制。
[0076] 更详细并且参考图1来说，本发明的机器人系统的部件（i)适合于沿着4个独立 的自由度（DoF)提供可调节的躯干支撑。
[0077] 提供了 3个马达驱动的线性驱使模块（3,4,5)。这些类型的模块是可商购的，参 见例如 CKK 20-145、CKK 15-110 和 CKK 12-90(Bosch Rexroth AG)，并定义了能够使对象 在X、Y、Z方向上平移的大的笛卡尔工作空间。用于水平面中的移动的前两个轴（图1，（X) 和（Y))覆盖了据估计对于使用界面的对象来说足够的大的区域￠)。第三个轴（图1，（5、 Z))为对象提供了对抗重力的支撑，并允许出于康复目的的足够范围的坚直运动。在该笛卡 尔结构的末端处，第四个马达（7)驱使围绕坚直轴（图1，φ)的旋转（例如300度），所述 马达具有可以在市场上获得的型号，例如RE25, Maxon motor AG, Sachseln, Switzerland。 这种连续构造提供了大的工作空间，在其中可以向对象施加力并同时防止向水平方向的倾 斜。
[0078] 4个马达驱动的模块的组件可以由适合地建造的框架牢固地支撑（图1，（8)仅仅 示出了用于模块4的一个支撑物。为简化起见，框架的其他部分没有示出，因为它们可以按 照常见的一般知识以不同方式构造），其中马达驱动的模块可以沿着X、Y和Z轴平移。框架 可以提供提供框元件，其适合于支撑马达驱动的模块并允许沿着它们的方向移动。例如，可 以为模块（3)、⑷和（5)提供采取轨道形式的框，将这些模块以常规方式安装在其上。使 用坚直结构来支撑马达驱动的模块（5)，其排列方式使得它可以沿着坚直轴Z移动。所述 三个模块以及支撑它们的框架的安装方式是常规的，并且在本领域普通技术人员的能力之 内。
[0079] 区域（5)可以提供有用于训练需要康复的对象的不同手段，例如直的或不同曲度 的路、障碍物、梯子、踏步机。
[0080] 在需要时，为了提供能够沿着任何所需轨迹引导对象，但是也可以表现得透明，即 允许患者在整个工作空间中自由行走而不"感觉到"机器人的高度灵活的机器人系统，必须 将对象与机器人之间的相互作用力降至最低。机器人的惯性明显比使用它的对象的质量更 大。
[0081] 通常，使用常规的刚性力量传感器和力量控制，由于力量控制的理论稳定性限 制而不能从对象规避机器人的惯性（Colgate, Ε. &Hogan, Ν.，根据被动物理当量分析接 角i不稳定性（An Analysis of Contact Instability in Terms of Passive Physical Equivalents), Proceedings_1989Ieee International Conference on Robotics and Automation, Vol 1-3, 404-409(1989))。因此，机器人与对象之间的直接偶联将产生显著的 相互作用力，其将干扰对象的自然运动。为了使明显更轻的相互作用的对象规避机器人结 构的惯性，Pratt, G. A.等（刚性不是一切（Stiffness Isn，t Everything)，International Symposium on Experimental Robotics (ISER) (Springer, Stanford, USA, 1995))提出通过 顺应性元件将致动器偶联到对象；这种构造被称为系列弹性致动器（SEA)。此外，可以通过 监测顺应性元件的变形来直接测量相互作用力和扭矩。然而，SEA的概念到目前为止仅被 用于单个致动器，即单一 DoF。
[0082] 在本发明的实施方式中，为了将SEA概念最适地用于本发明的机器人界面，所有4 个驱使模块需要同时解耦，这要求所有可变形的元件尽可能靠近对象。
[0083] 已发现（参见图2)，这个问题通过提供轻量、低摩擦的顺从性模块得到解决，所述 模块由具有三条突出的腿以形成笼子（10)的基础平台、所述笼子内的弹簧悬挂的平台（9) 和约束未驱使的DoF(即对象的倾斜）的Delta结构构成。
[0084] 参考图2,悬挂的平台（9)通过6个线性弹簧（11，位于笼子后面的一个偶联未被 示出）连接到笼子（10)，所述弹簧根据待治疗对象的体重来校准（例如对于小动物例如 大鼠或小鼠来说，可以采用下面的设置：水平面中的角，120度角；刚度，对于上部弹簧来说 112N/m，对于下部弹簧来说57N/m)。另一对弹簧（未示出）被附连到悬挂平台（9)的中心 的旋转轴，提供围绕坚直轴的弹性解耦。合在一起，这种构造在4个被驱使的DoF上将连续 模块的惯性从悬挂平台解耦。
[0085] Delta结构（12)允许测量悬挂平台的位移，从而测量弹簧沿着每个DoF的偏转，提 供了测量相互作用力或扭矩的廉价的方式。
[0086] 为了进行相互作用力的测量，可以使用任何已知装置。在本发明的一 种实施方式中，将4个无接触磁编码器（传感器）（可以从例如12-bit，Austria microsystems, Austria商购）放置在Delta结构的联结处。末端执行器相对于连续机器 人的位置，通过将来自于这些角传感器的信息与Delta结构的向前动力学模型相结合来计 算。平台的相对位置编码弹簧长度，并由此编码源自于线性弹簧特性的相互作用力和扭矩。
[0087] 这些力和扭矩被用于机器人的力量控制回路中。控制策略在MATLAB/Simulink中 实施，并在运行xPC靶（采样频率，IkHz)的桌面计算机上实时执行。该计算机与致动器的 马达驱动器交通，并获取来自于传感器的信息。它也与运行用户界面的第二计算机交换信 息，用于在线改变机器人的控制参数。
[0088] 基于SEA的弹性解耦允许设置极高的控制增益而不影响稳定性。由于使用多 维SEA，这种惯性仅控制用于惯性力低的低频激励的感知到的动力学（Vall ery，H.等， 康复机器人的顺应性驱动-系列弹性致动器的好处与限制（Compliant actuation of rehabilitation robots-Benefits and limitations of series elastic actuators),Ieee Robot Autom Mag 15, 60-69 (2008))。对于一般与幅度较低的动作相伴的高频激励来说，弹 簧的物理性质控制响应，也产生低的力。因此，对象主要感觉到悬挂平台的惯性。
[0089] 因此，机器人界面兼具连续运动（大的工作空间）、并行运动（低惯性）和在多个 维度上延伸的系列弹性致动（顺应性相互作用）的优点。合在一起，这种新的机器人装置 提供了在可配置的环境内沿着4个独立DoF的身体平移（推进）以及体重支撑（BWS)条件 (平衡）的实时控制。
[0090] 参考图4,进一步公开机器人界面的控制。
[0091] 用户界面
[0092] 在MATLAB/Simulink(The MathWorks, CA)或其他类似的程序中执行用户友好的 GUI (图形用户界面）。界面允许用户产生虚拟环境（在图4中被示出为"虚拟世界"），其 中可以为机器人的每个单独驱动的DoF调整施加的力或末端执行器。例如，用户可以独立 地设置4个驱动轴中的任一个以透明地运转。同时，坚直轴提供了与对象的体重成正比的 恒力，用于对抗重力支撑对象。各轴也可以被构造成刚性的，以便防止横向跌落或沿着用户 定义的轨迹引导对象。或者，用户可以控制末端执行器的位移（位置控制），用于以给定方 向或沿着用户定义的轨迹推动对象。最后，用户可以在虚拟环境中引入突变改变（任意扭 转）。例如，可以在基于外部触发器或对象在真实世界中的位置的任何控制方案上叠加用户 定义的扰动。例如，用户可以为对象产生虚拟环境，用于直路或包含至少一个转弯的路，或 包含一段不规则间隔的水平桩（支撑物）的路，或恒定速度的笔直步态，或在其中引起横向 移动的直路，或设置包含上下阶梯的路。4个马达驱动的驱使模块可以被用户设定在不同模 式：刚性（100%恒力），透明（不被对象感觉到），恒力（％)和恒速。
[0093] 通用阳.抗控制实施
[0094] 参考图4,实施了一种阻抗控制方案，其可以实时地（IkHz)调整通过机器人界面 的每个驱动的DoF独立地施加的力。控制器是级联的：外部回路处理对象相对于虚拟环境 例如具有引导墙或重力减低条件的世界的位置。算法将用户定义的虚拟环境转变成所需力 和扭矩的矢量

【权利要求】
1. 用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复运动的自主控制的装置，所述装置包含多向 躯干支撑系统和用于硬膜外电刺激的设备。
2. 权利要求1的装置，其中它为所述对象提供对抗重力的支撑。
3. 权利要求1或2的装置，其中所述多向躯干支撑系统包含： a. 以自由度n驱使末端执行器的机器人界面； b. 整合在所述机器人界面中或附连于所述机器人界面的，用以在所述自由度中在所述 机器人的末端执行器处提供顺从性/弹性或粘弹性行为的机构； c. 用于测量仅由这种顺从性产生的所述末端执行器的运动的传感器；或用于测量由 这种顺从性的运动产生的力的传感器； d. 连接到使用所述装置的所述对象的接口，用以将所述自由度中的任意扭转传递到所 述对象。
4. 权利要求1-3任一项的装置，其中所述多向躯干支撑系统包含： i. 多向弹性解耦系统；具有沿着X、Y、Z笛卡尔坐标系的水平、正交轴X和Y以及坚直 轴Z的三个马达驱动的线性驱使模块和围绕所述坚直轴Z的一个马达驱动的旋转驱使模 块，所述各轴定义了 4个自由度；其中所述线性驱使模块通过悬架系统同时解耦，所述悬架 系统具有在所述4个自由度的每个中定向的顺应性元件； ii. 被动的平行Delta运动系统，以防止倾斜。
5. 权利要求1-4任一项的装置，其中所述传感器是位置传感器或力量传感器。
6. 权利要求1-5任一项的装置，其中计算机与所述模块交通并获取来自于所述传感器 的信息，任选地与运行用户界面的第二计算机交换信息。
7. 权利要求4-6任一项的装置，其中所述马达驱动的驱使模块提供彼此独立的恒力模 式。
8. 权利要求4-6任一项的装置，其中沿着所述水平、正交轴X和Y的所述马达驱动的线 性驱使模块和围绕所述坚直轴Z的所述马达驱动的旋转驱使模块提供透明模式，并且沿着 所述坚直轴Z的所述马达驱动的线性驱使模块提供恒力模式。
9. 一种药物组合物，其包含与权利要求1-8任一项的装置相结合用于在遭受神经运动 损伤的对象中恢复自主运动的单胺能受体的激动剂的组合。
10. 权利要求9的药物组合物，其中所述组合是血清素能受体、多巴胺能受体和肾上腺 素能受体的激动剂的组合。
11. 权利要求10的药物组合物，其中所述组合是5HT1A、5HT2A/C、5HI7和DA1样受体的 激动剂的组合。
12. 权利要求1-8任一项的装置，其任选地与权利要求9-11任一项的药物组合物相结 合，用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复运动的自主控制。
13. 权利要求12的装置，其中所述损伤选自肢体的部分或完全麻痹。
14. 权利要求13的装置，其中所述损伤选自脊髓损伤和卒中后果。
15. 用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复运动的自主控制的方法，所述方法包括： a. 使用权利要求1-8任一项的装置； b. 提供电刺激； c. 任选地施用权利要求9-11任一项的药物组合物。
16. 用于在遭受神经运动损伤的对象中恢复运动的自主控制的方法，所述方法包括： a. 为所述对象提供踏步机锻炼； b. 使用权利要求1-8任一项的装置； c. 提供电刺激； d. 任选地施用权利要求9-11任一项的药物组合物。
17. 权利要求15或16的方法，其中所述神经运动损伤是肢体的部分或完全麻痹。
18. 权利要求15-17任一项的方法，其中所述神经运动损伤选自脊髓损伤和卒中后果。
19. 用于操作权利要求4-8任一项的装置的方法，所述方法包括下列步骤： a. 评估模式，其中所述装置利用沿着所述坚直轴Z的马达驱动的驱使模块，以弹簧样 状态或重力减低状态提供对抗重力的支撑； b. 赋能模式，其中所述装置利用沿着所述水平轴X的马达驱动的驱使模块，使用恒定 速度的向前运动提供推进性辅助和/或姿势性辅助，同时沿着所述坚直轴Z的马达驱动的 驱使模块以体重的一定百分率提供恒力坚直方向的支撑，并且沿着所述水平轴Y的马达驱 动的驱使模块和围绕所述坚直轴Z的马达驱动的旋转驱使模块在横向和旋转方向上提供 刚性支撑； c. 训练模式，其中所述装置利用沿着所述坚直轴Z的马达驱动的驱使模块提供对抗重 力的姿势支撑，沿着所述水平轴X的马达驱动的驱使模块被设定为透明，围绕所述坚直轴Z 的马达驱动的旋转驱使模块被设定为刚性或透明，以及沿着所述水平轴Y的马达驱动的驱 使模块被设定为刚性或透明。
20. 权利要求19的方法，其中在步态周期上进行主成分（PC)分析。
【文档编号】A61F5/00GK104363955SQ201380028870
【公开日】2015年2月18日 申请日期:2013年5月29日 优先权日:2012年5月30日
【发明者】格雷瓜尔·库尔蒂纳, 西尔韦斯特罗·米切拉, 约阿希姆·维沃齐策维茨 申请人:洛桑联邦理工学院