[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。

[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，人类腰骶部脊髓解释踏步期间的负载(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，用于研究啮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))。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.&Wieman,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))；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MASCIS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( 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(Musienko,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))。

[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 full-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 1,1995))。

[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(Musselman,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(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))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n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以及竖直轴Z的三个马达驱动的线性驱使模块和围绕所述竖直轴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竖直轴Z的所述马达驱动的旋转驱使模块提供透明模式，并且沿着所述竖直轴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DA1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竖直轴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，同时沿着所述竖直轴Z的马达驱动的驱使模块以体重的一定百分率提供恒力竖直方向的支撑，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竖直轴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竖直轴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，围绕所述竖直轴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。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、Z、)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3A和3B示出了以下条形图：报告了条件之间的平均(n＝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)(A，上图)以及3D离差(步态变化性)(A，下图)的条形图；沿着梯子运动期间条件之间的3D距离(B，上图)和步态的PC分析(B，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(n＝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<0.01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(右侧)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n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n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以及竖直轴Z的三个马达驱动的线性驱使模块和围绕所述竖直轴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( )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(2)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(6)。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竖直运动。在该笛卡尔结构的末端处，第四个马达(7)驱使围绕竖直轴(图1，)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)、(4)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。使用竖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竖直轴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,E.&Hogan,N.，根据被动物理当量分析接触不稳定性(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，提供围绕竖直轴的弹性解耦。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，1kHz)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(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))。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，竖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] 通用阻抗控制实施

[0094] 参考图4，实施了一种阻抗控制方案，其可以实时地(1kHz)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

[0095]

[0096] 力控制器根据所需力与通过解耦系统的弹簧偏差所测量到的力之间的误差，调整发送到沿着4个自由度(DOF)的模块驱动器的所需马达速度qmot,des。内部速度控制器通过命令适合的致动器扭矩τmot，确保真实的马达速度qmot追随所需的马达速度。外部回路在Matlab xpc实时操作系统上运行。速度控制在致动器驱动器上运行。

[0097] 机器人

[0098] 笛卡尔定位系统：机器人由允许对象在水平面(x,y)中平移并同时提供竖直方向的支撑(z)的被驱使的笛卡尔定位系统构成。在该连续结构的末端执行器处，另一个马达驱使旋转( )。这种连续构造提供了大的工作空间，在其中可以在4个DoF上向对象施加力。

[0099] 力量模块：为了避开笨重的定位机器人的惯性并测量机器人与使用机器人的对象之间的极小相互作用力，本发明提供了一种新的基于“系列弹性致动器”(SEA)的力量模块。SEA由系列的被动顺应性元件实施的致动器构成。这种顺应性改进了力量控制性能，并有效地解耦致动器惯性以获得透明的界面。在本发明的力量模块中，通过在定位系统的末端执行器处提供多维顺应性，将SEA概念扩展到4个DoF。

[0100] 未被驱动的DoF的运动约束：机械的“Delta”连接防止对象在2个未被驱动的DoF上倾斜，产生约束力Fc。Delta结构还提供了测量末端执行器位置(对象位置qsub)并随后测量机器人与对象之间的相互作用力Fel的手段，参见上面的方程，其中在这种情况下，用Fel代替Fdes并且每个变量是el而不是des。

[0101] 被驱动的DoF的弹性解耦：其余DoF的顺应性，通过附连于悬挂平台的多个线性弹簧并通过附连到平台内的旋转轴的另一对弹簧来实现。

[0102] 真实世界

[0103] 将对象放置在定制的用于容纳对象的装置，例如优选由轻型织物制造的甲胄或皮肤状外套中。闭合物例如粘扣带，允许将对象附连到带有来自于机器人的末端执行器的刚性条的背板上。将对象的位置和与机器人的相互作用力反馈到阻抗控制器。

[0104] 完整无损的和运动损伤的对象的运动能力，可以例如在许多任务中评估。a.沿着直线水平跑道的运动。b.沿着90度弯曲的水平跑道的运动。c.沿着具有不规则间隔的梯蹬的直线水平梯子的运动。d.沿着直线水平跑道的运动，其中机器人以恒定速度向前推动对象。e.在沿着直线水平跑道的连续运动(任务a)期间引入的横向扰动。f.在马达驱动的踏步机带上的连续运动。g.在楼梯上沿着规则间隔的阶梯运动。对于每种任务，为每个平移和旋转轴独立地调整顺应性程度。控制策略包括：刚性控制，零力量控制，可调节的恒力(设定到体重的一定百分率的恒力)和恒速(位置控制)。

[0105] 使用本发明的机器人界面进行的锻炼的结果，使用适合的统计学方法进行详尽阐述。在实验室动物(大鼠)上进行的代表性实施方式中，将实验数据集在适用于本文中描述的所有实验的多步统计分析中进行处理。步骤1：对于所有实验条件来说，使用记录系统收集连续运动期间的运动、动力和EMG数据。步骤2：对大量参数进行计算，提供步态特点的全面定量。分析过程和计算详细描述在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)；Musienko,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)中。步骤3：我们对从来自于所有大鼠和实验条件的所有步态周期计算的所有变量(n＝144)应用主成分(PC)分析。将步态周期表示在由3个第一PC产生的新的3D空间中(解释方差，39％)。描记最小二乘球体以突出不使用和使用机器人进行的步态之间的重叠。这种分析构建了新的变量即PC，其将原始变量线性组合，并最大化每个相继的PC的解释方差的量。由于运动期间步态参数之间的高度相关性，因此几个PC足以解释大部分的方差。步骤4：可以将步态周期表示在由PC1-3产生的新的“去噪”空间中。在所提出的实施方式中，与每种实验条件相关的数据点簇集在界限清楚的位置中，表明大鼠表现出干预特异性的步态模式。通常，PC1有力地区分来自于完整大鼠(或病变前)的步态周期与来自于患有SCI或卒中的大鼠的改变的步态以及使用机器人界面的运动改善。在某些情况下，PC2捕获其他特点。在提出的实施方式中，PC2涉及与完整无损的和无干预相比较的干预的特异性特点。为了提供条件之间的差异的直截了当的表现，我们对3D数据点应用了最小二乘椭圆拟合。步骤5：为了对步态表现的质量进行定量，我们测量了在给定条件下来自于每只大鼠的步态周期的平均位置与来自于所有完整(或病变前)大鼠的所有步态周期的平均位置之间的3D几何距离。对于每个大鼠和条件来说，我们也测量了(单位为au，任意单位)步态周期的3D离差，以提供步态变化性的度量。步骤6：评分(PC空间中步态周期的位置)揭示了沿着每个PC哪些条件被区分。步骤7：我们然后提取因子载荷，即每个变量和每个PC之间的相关性。我们根据步骤6选择目标PC，并使用最高因子载荷(|值|>0.5，p<0.05)将变量重新分组成功能簇，为澄清起见我们对其进行命名。负载在相同PC上的变量彼此相关。例如，在一种实施方式中，后肢运动的改进与改进的姿势控制直接相关。步骤8：为了提供条件之间的差异的更经典的表现，我们为每个提取的功能簇的一个变量产生了直方图。

[0106] 在本发明的优选实施方式中，以恒力模式使用马达驱动的驱使模块，其在患有完全SCI的大鼠中引起与弹簧样支撑相比改进的运动表现。

[0107] 操作模式

[0108] 本发明的机器人界面可以以三种不同模式操作：1)评估模式，用于评估运动模式生成和平衡；2)赋能模式，用于神经运动损伤后机器人赋能的马达控制；3)训练模式，用于机器人赋能的训练，这后一种模式可用于例如患有麻痹性SCI的对象的康复。

[0109] 1)评估模式

[0110] 受益于恒力支撑，本发明的机器人界面能够评估运动模式生成和平衡。

[0111] 大多数BWS系统依靠被动弹簧机构，其提供对抗重力的与对象的竖直位置成正比的支撑。尽管特制的运动构造可以实现不依赖于位置的恒力支撑(Nessler,J.A.等，用于研究啮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))，但存在着这些被动系统不补偿快速移动的问题。

[0112] 有利的是，在这种评估模式实施方式中，本发明的机器人系统可以施加控制良好的任意竖直力分布情况，其能够模拟弹簧样条件或重力减低环境。事实上，当与弹簧样BWS相比时，本发明的恒力BWS明显提高了步态特点的品质和一致性，并促进运动模式趋向于健康对象的运动模式。

[0113] 本发明的评估模式提供启发式条件以评估神经运动损伤后的运动模式生成和平衡。

[0114] 2)赋能模式

[0115] 根据本发明，机器人界面可用作推进性和/或姿势性神经假体，其提供可调节的辅助以向前推进身体并恢复姿势取向和稳定性。

[0116] 众所周知，电刺激和药理学刺激能够在患有严重SCI的对象中、可能在人类中产生运动(Harkema等，Lancet)，但是对象不能产生在地上推进它们的身体向前的必需的力。相反，它们在伸肌中显示出紧张性活动，在行为上显示为站立。为了补偿推进力的缺乏，本发明的机器人界面起到推进性神经假体的作用，其使对象以恒定速度向前移动，同时提供根据对象和康复计划的需要调整的作为体重的百分率(例如BWS的60+/-10％)的恒力竖直方向的支撑。当启动机器人引导时，对象从安静的站立平滑过渡到连续运动。在推进性神经假体停止使对象向前平移时，节律性移动立即停止。

[0117] 现在将在实验室动物上的示例性实施方式中说明赋能模式。

[0118] 具有单边左侧皮层卒中的大鼠，当横穿具有不规则间隔的梯蹬的水平梯子时，表现出病变对侧爪放置的显著障碍( 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))。在来自于不使用和使用恒力机器人支撑的所有大鼠的所有试验中，对病变对侧后爪相对于两个连续的梯蹬位置的相对定位进行评估。评估通过使用和不使用机器人的试验期间后肢运动的符号图分解来做出。记录后肢振荡和TA和Sol肌的EMG活动。进行PC分析(解释方差，28％)以从丢失的步骤分离出准确步骤，以强调机器人提高了准确踏步的百分率，但是对运动策略本身没有影响。结果(图3A，A和B)显示了来自于病变前试验的平均3D距离(**：在p<0.01下与所有病变前条件显著不同)。

[0119] 这些损害已被归因于严重依赖于受损伤的运动皮层的视觉运动控制的丧失(Drew,T.,Andujar,J.E.,Lajoie,K.&Yakovenko,S.，参与精确行走期间视觉运动协调的皮层机构(Cortical mechanisms involved in visuomotor coordination during precision walking)，Brain Res Rev 57,199-211(2008))。平衡维持受损也可能有助于皮层卒中后熟练运动的改变。本发明的机器人界面起到姿势性神经假体的作用。

[0120] 在这种赋能模式实施方式中，机器人提供竖直方向上的恒力支撑(z轴，BWS的27±4％)和横向方向(y和旋转轴)上的刚性支撑。机器人姿势性神经假体立即改善对象将他们的病变对侧肢准确定位在梯子的不规则间隔的梯蹬上的能力。统计学分析显示，机器人显著降低失误/滑落次数，这与提高的姿势稳定性相关。

[0121] 因此，本发明的机器人姿势性神经假体能够在具有尤其是由SCI或卒中造成的运动损伤的对象中进行运动控制。

[0122] 出人意料的是，机器人界面的赋能模式立即恢复中度至重度神经运动损伤后在宽范围的自然行走行为中的运动能力。

[0123] 3)训练模式

[0124] 在训练模式的实施方式中，机器人界面使用重复的练习来改善功能性能力。按照这种模式，机器人姿势性神经假体提供对抗重力的支撑(z轴)，但是在其他方向(x、y和 轴)上被设置成透明的。通过例如电刺激和任选的药理学刺激使运动能够进行。机器人界面的训练模式显著提高运动能力。在本发明的一种实施方式中，这种机器人界面适用于在具有麻痹的运动紊乱例如SCI的对象中的训练计划。

[0125] 当用作姿势性或推进性神经假体时，本发明的机器人界面立即能够在受影响的对象中提供出人意料的运动能力。

[0126] 在机器人恢复的多向躯干平衡与改善的下肢运动控制之间存在相关性。这种立即的功能改善强调了将在现有技术中仅仅是单向的当前躯干支撑系统扩展到多维的重要性。同样地，提供对抗重力的多向支撑的机器人外骨骼能够在卒中存活者中改进上肢恢复(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))并在患有部分SCI的人类中改善运动(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))。

[0127] 本发明的机器人姿势性神经假体不仅提供多向躯干支撑，而且恢复四肢和躯干取向。结果，来自于臀部和踝关节的在协调运动中发挥必不可少作用的伸展和负载相关的传入输入流(Pearson,K.G.，产生行走步态：感觉反馈的作用(Generating the walking gait:role of sensory feedback)，Prog Brain Res 143,123-129(2004))，更接近正常范围。这强调了关键感觉反馈及其任务特异性调节的恢复，明显有助于重新建立步态控制。例如，机器人姿势性神经假体在爬楼梯期间与水平运动相比，能够提高臀部伸展。这一信息显得足以调制增加的阶梯高度和脚在楼梯上的准确放置。同样地，在曲线行走期间来自于踝和躯干肌肉的负载和伸展敏感性的感受器的侧依赖性调制，导致产生维持平衡转向的不对称力量模式。为此，本发明的界面方便地装备有传感器以测量力。这些感觉运动的过程通过训练得以改进。合在一起，这些发现证实并扩展了关于感觉信息在棘上影响丧失后起到运动控制源作用的能力的当前观点(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(Jun 4,2011))。就此而言，本发明的界面可以装备有附连到下肢的机器人腿(外骨骼)(Nessler,J.A.等，用于研究啮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))，以确保康复期间适合的任务特异性感觉反馈(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))。

[0128] 在另一种情况下，本发明涉及用于在神经运动损伤中、例如在引起麻痹的脊髓损伤后恢复运动的自主控制的方法，以及用于遭受神经肌肉紊乱、尤其是肢体的部分或完全麻痹的对象的康复的方法，这种方法实现运动的自主控制，包括施加电刺激和任选的药理刺激并在地上训练计划中使用上述机器人界面。

[0129] 在优选实施方式中，本发明的方法包括踏步机锻炼的第一步骤，和以及使用本发明的机器人界面并结合电刺激、任选地结合药理刺激进行地上训练的第二步骤。

[0130] 重要的是应该指出，在训练模式中，对象可以获得足够的运动控制，使得可以放弃电刺激并且只利用机器人界面提供辅助。

[0131] 对所有步态周期和大鼠应用PC分析(解释方差，48％)。对每只大鼠独立地进行最小二乘拟合和指数化。在使用相同水平的弹簧样相比于恒力竖直方向的支撑踏步的完整大鼠和脊椎大鼠中，记录步态周期的PC1上的评分的平均值。将在PC1上具有最高因子载荷(|值|>0.5，p<0.05)的参数重新分组成功能簇。对于使用弹簧样相比于恒力竖直方向的支撑踏步的完整大鼠和脊椎大鼠，计算每个功能簇的一个变量的平均值。

[0132] 在具有完全SCI的大鼠中，对负重条件对运动模式生成的影响进行评估。大鼠接受完全SCI。在恢复5周后，大鼠接受赋能因子以鼓励在踏步机上的双足运动(13cm·s-1)。为每种恒力BWS水平(40-90％)记录10个步态周期。在健康大鼠中以60％的BWS记录运动，这种水平是在四足步态期间后肢正常负载的重量。对于每种BWS水平以及对于完整大鼠，获得在站姿、拖行和摇摆期间后肢移动的代表性符号图分解。将后肢终点的轨迹与摇摆开始时足速度矢量的取向和强度描记在一起。确定平均竖直地面反作用力(合并的左右后肢)和步态的站姿、摇摆和拖行阶段的相对持续时间。BWS的水平和与健康大鼠相比步态模式的相似性程度之间的关系，测量为PC分析中的来自于步态周期的3D距离。对数据点应用二阶多项式拟合，以突出踏步质量与BWS水平之间的U形关系。将在PC1上具有最高因子载荷(|值|>0.5，p<0.05)的变量重新分组成功能簇。获得在不同BWS水平下每个功能簇一个变量的平均值。

[0133] 本发明的机器人推进性神经假体能够使脊椎大鼠进行协调的地上运动。将脊椎大鼠两足放置在机器人界面中。所述机器人被配置成以恒定速度(13cm·s–1)向前移动身体，同时提供恒力竖直方向的支撑。在后肢运动和肢体终点轨迹的符号图分解中，迹线显示出两个后肢的角振荡。为了能够使后肢运动，大鼠在脊椎段S1和L2处接受紧张性硬膜外电刺激，并与5HT1A、5HT2A/C、5HT7和DA1样受体的激动剂相组合。使用这些刺激，脊椎大鼠在左右伸肌中显示出紧张性活动，并且能够站立更长的时间段。在机器人将躯干以向前方向平移以代替失去的推进能力时，动物立即表现出在两个后肢之间轮流的协调的足底踏步。

[0134] 使用本发明的机器人界面，在患有皮层卒中的大鼠中，在沿着具有不规则间隔的梯蹬的梯子的运动期间，使用姿势性神经假体的改进的平衡控制与改进的后肢运动和表现相关。本发明的装置，即机器人界面与用于硬膜外电刺激的设备和包含5HT1A、5HT2A/C、5HT7和DA1样受体激动剂的组合的混合物的药物组合物的组合，提供了改进的平衡控制，其与在患有皮层卒中的大鼠中，在例如沿着具有不规则间隔的梯蹬的梯子的运动期间改进的后肢运动和表现相关。

[0135] 将PC分析应用于在使用和不使用竖直恒力支撑的情况下，在病变前和病变后2天，在所有大鼠中沿着梯子记录到的所有步态周期。在这一分析中包括了准确和失误的步阶两者，但是在图中没有区分，以强调使用和不使用机器人的条件之间的对比。获得在PC1上的评分的平均值。将在PC1上具有最高因子载荷(|值|>0.5，p<0.05)的变量重新分组成功能簇。

[0136] 使用本发明的机器人界面，使用姿势性神经假体的改进的平衡控制，与在患有中度和重度SCI的大鼠中直线水平跑道运动期间改进的后肢运动相关。

[0137] 记录了使用和不使用恒力机器人支撑的情况下，在病变前以及横向颈椎(C7)半切后10天后肢运动、后肢振荡和SoL和TA肌的EMG活动的符号图分解。将PC分析应用于使用和不使用机器人支撑的情况下在病变前和病变后10天在所有大鼠中记录到的所有步态周期。记录了在不使用和使用恒力机器人支撑的情况下，不使用赋能因素(无刺激)以及使用刺激时，病变前以及交错横向半切后12天的后肢运动和MG与TA肌的EMG活动。将PC分析应用于不使用刺激以及使用和不使用机器人支撑的情况下在病变前和病变后10天在所有大鼠中记录到的所有步态周期。计算不同实验条件之间的3D距离的平均值以及PC空间中病变前步态的平均位置。PC1区分实际踏步和麻痹，而PC2强调使用姿势性神经假体时运动的改进。

[0138] 使用本发明的机器人界面，使用姿势性神经假体的改进的平衡控制，与在患有中度SCI(横向颈椎(C7)半切)的大鼠中在楼梯上的运动期间改进的后肢运动相关。

[0139] 实验、评估和结果分析如上所公开的来进行。

[0140] 以类似的方式，本发明的机器人界面显示，使用姿势性神经假体的改进的平衡控制，与在患有重度SCI(交错横向半切)的大鼠中在楼梯上的运动期间改进的后肢运动相关。

[0141] 实验、评估和结果分析如上所公开的来进行。

[0142] 现在将详细公开在遭受神经运动损伤、例如选自脊髓损伤和卒中后果的障碍的对象中，恢复运动的自主控制的方法。

[0143] 使用本发明的机器人界面的控制，通常将X-轴(向前方向)设置成行为透明，并将Z-轴设置成提供与对象的体重成正比的恒力。横向(Y)和旋转( )轴维持刚性以防止横向跌落。对于特定试验和训练来说，机器人可以将对象的躯干以恒定速度向前移动。结果，肢体向后移动，并且臀部关节角向伸展增加，由此产生与在踏步机上踏步相似的状况。尽管在地上进行，但这些踏步移动仍然是非自主的。

[0144] 训练由4中不同范式的组合构成，所述范式被广义上分成为对象的表现和训练目的特异性定制的3个阶段。为了能够进入高功能性运动状态，对象可以任选地在训练前10min接受单胺激动剂，并在整个疗程期间接受双位点EES。阶段(1)。所述早期训练阶段的主要目的是优化腰骶回路的功能性。对象经历使用竖直方向的支撑的基于踏步机的训练。
由移动的踏步机带所引发的感官输入起到肢体踏步的控制源的作用。以按需辅助的方式提供人工辅助，以便将适合的感官提示呈现给腰骶回路。在每个疗程结束时，将对象放置在机器人姿势界面中，并鼓励他走向位于其前方的目标。对机器人进行配置以建立最适中侧和竖直重量支撑。为了提供关于所要求的任务的背景信息，机器人将对象以恒定速度向前平移。目的是迫使大脑重新获得对电化学赋能的腰骶回路的棘上控制。阶段(2)。当对象逐步重新获得产生自主踏步的能力时，逐渐增加地上运动的持续时间。目的是通过新形成的棘内和棘上连接鼓励腰骶回路的重复和定量的激活。然而，局限于踏步机的训练仍然每天进行，以便在一致的时间段内磨合脊椎运动回路，以维持它们的功能性。阶段(3)。当对象重新获得稳固的地上后肢运动时，引入需要后肢运动的精细调节的复杂任务，即爬楼梯和避开障碍物。目的是促进改进的棘上贡献，以便恢复对电化学赋能的腰骶回路的定性控制。

[0145] 与后肢终点的轨迹一起产生后肢动作的符号图分解。后肢被定义为将骨盆连接到足的虚拟区段。表示在摇摆开始时后肢终点速度的方向和强度的矢量被用于评估康复的进展。进行运动表现和控制策略的多步统计分析。步骤1：双足地上运动期间后肢运动的高级记录。步骤2：计算提供步态的全面定量的大量变量。步骤3：对所有变量和记录到的步态周期应用主成分(PC)分析。步骤4：然后在由PC1-3产生的新的“去噪”空间中表示单个步态周期。使用最小二乘椭圆拟合以便于可视化后续的康复步骤之间的差异。步骤5：将运动表现定量为步态周期位置与所有步态周期的平均位置之间的3D欧几里得距离。步骤6：评分指示由每个PC区分的训练时段。步骤7：执行因子载荷(即每个步态变量和每个PC之间的相关性)的提取。步骤8：使用最高因子载荷(|值|>0.5，p<0.05)将变量分类成功能簇(CL)PC1，并揭示出地上训练的对象中自主运动的恢复，由踝伸展、躯干伸展和臀部弯曲之间的强烈协同以及改进的肢间合作、提高的负重能力、改进的横向足移动和接近正常的后肢终点轨迹控制而产生。PC2指示，踏步机训练的对象显示出高度稳定的姿势，但不能启动向前运动。进而，地上训练的对象表现出在运动期间交替负载左右后肢的改进的横向身体移动，并因此有助于维持动态平衡。PC3突出了亚急性状态下对象的屈曲姿势和缓慢的后肢动作。

[0146] 本发明的详细描述说明，多向躯干支撑和用于硬膜外电刺激的设备的组合对于本发明的用于恢复运动的自主控制的装置来说是必不可少的。

[0147] 下面的实施例进一步说明本发明。对于专业技术人员来说，可以对示例性实施方式的机器人进行公知的技术改变，只要它们不背离本发明的教示、特别是本文中示出的功能概念和方法即可。

[0148] 实施例1

[0149] 一般性方法

[0150] 动物和动物护理

[0151] 所有程序和手术得到瑞士苏黎世兽医管理局(Veterinarian Office Zurich,Switzerland)批准。实验在成年雌性Lewis大鼠(～200g体重，Centre d’Elevage R.Janvier,France)上进行。动物以12h光/暗周期单独饲养，随意取用食物和水。

[0152] 手术程序和术后护理

[0153] 所有程序在以前已详细描述(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)；Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nat Med 14,69-74(2008)；Musienko,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))。手术干预在全身麻醉和无菌条件下进行。大鼠经历两次手术干预。首先将双极肌肉内EMG电极(AS632；Cooner Wire,Chatsworth,CA)植入到它们的所选后肢肌肉中(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))。对于某些实验来说，也通过将导线(与EMG导线相同)缝合在电极上方和下方的硬膜上，将电极紧固在脊髓的中线处脊椎高度L2和S1处(Courtine，2009)。在植入后允许大鼠恢复2周。在病变前行为记录完成后，大鼠经历第二次手术干预，在此期间它们接受SCI或卒中。SCI包括胸部(T7)脊髓的完全横切(Courtine，2009)、右颈部(C7)横向半切(Courtine,2008)或位于相对侧上并在不同脊椎高度(T7和T10)处的两个横向半切(Courtine2008)。皮层的局部缺血病变(卒中)通过在左运动皮层(前肢和后肢区域)中的14个位置处注射引起血管收缩的内皮素-1(ET-1，0.3μg·μl–1；Sigma-Aldrich)来诱导。我们以6nl·s-1的速率在1.2mm深度处注射500nl的体积。在每次注射后，将针头留在原位3min，然后小心地将其取出( 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))。在尸检时证实病变的程度和位置。完全横切的SCI通过目测检查。胸部和颈部半切的程度，在温育在含抗GFAP(1:1000，Dako,USA)抗体的血清中的40-μm厚横向切片上测量。我们在脊髓背腹面上等间隔的5个位置上测量横向病变的程度。将这些值表示成总中侧长度的百分率，并进行平均以获得病变程度的统一度量。半切SCI的范围为49.8％至54％(50.8+/-0.48％)。此外，进行定量检查以确保病变符合下列具体判据：(i)极小的病变同侧脊髓剩余，其被定义为不存在白质剩余，(ii)病变对侧脊髓的极小损伤，其被定义为背侧和腹侧白质束的接近完全的完整性。

[0154] 运动任务

[0155] 在本实验中使用总共7个运动任务：在移动的踏步机带(13cm·s–1)上的双足运动，沿着直线跑道的双足行走，沿着直线跑道的四足行走，在沿着直线跑道四足行走期间横向扰动，沿着不规则间隔的圆滑梯蹬的四足行走，在楼梯上的四足攀爬，以及沿着90度弯曲跑道的四足转向。在不同任务中和各种不同类型的损伤之间，大鼠在背板上的附连是不同的。对于双足运动来说，大鼠穿戴从颈后延伸到髂嵴的上体外衣。将背板通过粘扣带附连到外衣的整个范围上。对于四足运动来说，大鼠穿戴整体外衣，其表现出两个附连点，即在骨盆处或中胸部高度处。背板附连的位置根据大鼠表现出的具体步态损害来选择。通常，在大鼠表现出后肢运动控制的改变时将机器人附连到骨盆，而当大鼠显示出平衡损害时选择中胸部附连。

[0156] 大鼠的行为训练

[0157] 当大鼠第一次穿戴整体外衣时，它们表现出步态模式的改变。因此，使大鼠适应于在穿戴定制的外衣的同时沿着跑道自由航行1-2周。当在穿戴和不穿戴外衣的运动之间不能观察到明显差异(p>0.1)时，我们每天训练动物1或2个疗程，直至它们以恒定速度穿越跑道。使用正强化(食物奖励)鼓励大鼠进行所要求的任务。将大鼠在具有规则的梯蹬排列的梯子上训练。对于试验来说，梯蹬序列是不规则并且变化的，以避免适应于特定梯蹬模式(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))。

[0158] 运动控制赋能因子

[0159] 为了促进麻痹大鼠的运动，我们使用了硬膜外电刺激和单胺激动剂的混合物(Musienko,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))。使用与L2和SI电极相连的两个恒流刺激器(AM-Systems,WA,USA)，以40Hz发送矩形脉冲(0.2ms持续时间)。调整刺激强度(50-200μA)以目测获得踏步的最适促进。大鼠还接受5HT1A/7(8-OH-DPAT，0.05-0.1mg·Kg–1)、5HT2A/C(喹哌嗪，0.2-0.3mg·Kg–1)和SKF-81297(0.15-0.2mg·Kg–1)的激动剂的系统性给药。

[0160] 试验方案

[0161] 通常，在给定实验条件下，对每只大鼠记录10个踏步循环(踏步机)或10次试验(跑道)。使用和不使用机器人的条件在大鼠之间随机分配。在使用和不使用机器人的行走期间，大鼠穿戴身体外衣以便为两种类型的记录维持相同的试验条件。当使用电刺激和药理刺激来促进运动时，在药物注射后约10min记录踏步。

[0162] 神经康复训练

[0163] 在损伤后12d开始，大鼠每周有6天经历30min的训练疗程。对它们进行7周的训练。通过电刺激和药理刺激使其能够运动。在每个训练疗程期间，大鼠练习沿着水平直线跑道、在楼梯上和沿着90度跑道的四足运动。我们按照动物的当前能力调整每项任务的相应的持续时间。例如，在第4-5周动物开始显示出平衡控制的恢复之前，大鼠在每个训练疗程期间仅仅进行沿着弯曲跑道的几次行走。

[0164] 运动学、动力学和EMG记录

[0165] 运动学。使用动作捕获系统(Vicon,Oxford,UK)进行3-D视频记录(200Hz)。使用12个红外T10相机追踪双侧附连在肩胛骨、髂嵴、股骨大转子(臀部)、外髁(膝盖)、外踝(踝骨)、第五跖骨(MTP)远端和趾尖处的反射性标志物的运动。使用Nexus(Vicon,Oxford,UK)来获得标志物的3D坐标。将身体作为刚性区段的互连链建立模型，并因此产生关节角。肢体主轴被定义为将大转子连接到外踝的虚拟线。

[0166] EMG。将EMG信号(2kHz)放大、过滤(10–1000Hz带通)、储存并离线分析，以计算单个突发脉冲的幅度、持续时间和定时(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))。为了评估肌肉之间的时间协调，我们按照以前所描述的生成了激动和拮抗肌的归一化EMG振幅的概率密度分布(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))。

[0167] 动力学。使用位于踏步机带下方或跑道中间的测力板(2kHz，HE6X6，AMTI，USA)，监测竖直、前后和中侧方向上的地面反作用扭矩和地面反作用力。

[0168] 数据分析

[0169] 对于每种实验条件和每个大鼠，为左和右后肢两者提取最少10个踏步循环。按照以前详细描述的方法(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)；Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nat Med 14,69-74(2008)；Musienko,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))，为每个肢体和步态周期计算定量步态、运动学、动力学和EMG特点的总共148个参数。这些参数提供了从步态和表现的整体特点到肢体动作的精细细节的运动模式的全面定量。

[0170] 统计分析

[0171] 各种不同实验条件与步态模式的实质性调制相关，这在大比例的所计算的参数的修改中是显而易见的。为了评估由不同条件介导的更重要且可重现的调制模式以及调制过的参数之间的相关性，我们基于主成分(PC)分析执行了多步统计步骤(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))。将PC分析应用于来自于所有大鼠合在一起的所有单个步态周期的数据。使用关联性方法来分析数据，所述方法将数据的平均值调整到零并将标准偏差调整到1。这是适合于方差不同的变量(例如运动学相比于EMG数据)的保守性方法。

[0172] 将所述数据处理为平均值±S.E.M.。使用重复测量ANOVA和Student配对t-检验来检验来自于各个实验条件的正态分布的数据之间的差异(Kolmogorov-Smirnov检验)。当分布不是正态时，代之以使用非参数检验(Wilcoxon和Kruskall Wallis)。

[0173] 机器人界面

[0174] 建造了为大鼠提供沿着4个独立自由度(DoF)的可调整的躯干支撑的机器人系统。对三个线性驱使模块CKK 20-145、CKK 15-110和CKK12-90(Bosch Rexroth AG，分销商：
Amsler AG,Feuerthalen,Switzerland)进行排列，以定义能够使大鼠在x、y、z方向上平移的大的笛卡尔工作空间。用于在水平平面上移动的前两个轴(作为参考，参见图1，x和y)覆盖1.2m2的面积。第三个轴(作为参考，参见图1，z)为大鼠提供对抗重力的支撑，并允许在
35cm的范围内竖直移动。在该笛卡尔结构的末端，第四个马达(RE25，Maxon motor AG，Sachseln,Switzerland)驱使围绕竖直轴(作为参考，参见图1，)的旋转(300度)。这种连续构造提供了大的工作空间，在其中可以向大鼠施加力并同时防止绕水平方向的倾斜。

[0175] 为了使机器人系统行为透明(即允许大鼠在整个工作空间中自由行走而不“感觉到”机器人)，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(在x方向上106kg，在y方向上32kg，在z方向上29kg)明显高于大鼠的质量(<0.25kg)。

[0176] 提供了轻量、低摩擦(<10g)、顺应性模块，其由具有三条突出的腿以形成笼子的基础平台、该笼子内的弹簧悬挂的平台和约束未驱使的DoF(即对象的倾斜)的Delta结构构成(作为参考，参见图2)。悬挂的平台通过6个线性弹簧(角度为在水平面中，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)连接到笼子(作为参考，参见图2)。另一对弹簧附连到悬挂平台的中心的旋转轴，提供围绕竖直轴的弹性解耦。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。

[0177] Delta结构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。将4个无接触磁编码器(12-bit,Austria microsystems,Austria)放置在Delta结构的联结处。通过将来自于这些角传感器的信息与Delta结构的向前运动模型相结合来计算末端执行器相对于连续机器人的位置。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。

[0178] 这些力和扭矩被用于机器人的力量控制回路中(作为参考，参见图4)。控制策略在MATLAB/Simulink中实施，并在运行xPC靶(采样频率，1kHz)的桌面计算机上实时执行。该计算机与马达驱动器交通，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。

[0179] 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。刚性机器人的得到的反映出的质量为：在x方向上787g，在y方向上104g，在z方向上22g，在旋转方向上998g·cm-2。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。对于一般与幅度较低的动作相伴的高频激励来说，由弹簧的物理性质控制响应，也产生低的力。因此，大鼠主要感觉到悬挂平台的惯性，其为109.1g。SEA系统的带宽为在x方向上～2.5Hz，在y方向上～2.8Hz，在z方向上～13Hz，在旋转中～2.2Hz。

[0180] 为了证实机器人的透明性，我们比较了在使用和不使用机器人时，在沿着直线跑道行走的健康大鼠(n＝7)的运动下隐含的运动学和肌肉活动。通过站姿和摇摆期间的后肢动作的符号图分解，与不使用和使用机器人支撑时沿着直线跑道运动期间肢体末端轨迹、后肢关节角和内侧腓肠肌(MG)和胫骨前肌(TA)的EMG活动一起，来评估结果。尽管进行了详细分析，但我们没有检测到这些条件之间的显著差异(p>0.3，图3A，图A)，表明笨重的机器人没有干扰步态。我们在水平梯子上的行走(n＝5)期间证实了这些结果。即使在这样的挑战性条件下，精确的爪放置(p>0.4)和步态特点事实上也不受机器人界面的影响(p>0.3，图3A，图B)。

[0181] 评估模式

[0182] 本试验的目的是在具有完全SCI的大鼠(n＝5)中比较现有技术的弹簧样相比于恒力BWS条件对运动模式生成的影响。大鼠接受引起永久后肢麻痹的完全SCI。

[0183] 为了能够进行踏步，我们应用了硬膜外电刺激与单胺激动剂的组合(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))。通过详细阐明使用弹簧样相比于恒力BWS的后肢动作的符号图分解，与后续的肢体终点轨迹(n＝10个步阶)、TA和MG肌的动作和竖直地面反作用力合在一起，我们对表现进行了评估。我们将弹簧-恒力调节成最适值以促进踏步(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))，并在恒力条件期间维持完全相同量的支撑。与弹簧样BWS相比，恒力BWS明显改进步态特点的质量和一致性(p<0.01)，并促进趋向健康大鼠的运动模式(p<0.01，参见图3A，图C)。

[0184] 人类(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))和大鼠(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)；Timoszyk,W.K.等，后肢负载确定脊髓横切后踏步的数量和质量(Hindlimb loading determines stepping quantity and quality following spinal cord transection)，Brain Res 1050,180-189(2005))腰骶脊髓可以解释踏步期间的负重信息。我们评估了在具有完全SCI的大鼠(n＝4)中负重输入是否也决定步态质量。降低BWS水平引起后肢运动学、力量和肌肉活动的分级调整(p<0.01)，其证实了腰骶回路将负重信息转化成特定运动模式的能力。然而，我们在步态质量与BWS水平之间发现了倒U形关系(R2＝0.87)。

[0185] 这些发现证实，最适的恒力支撑条件可用于在具有步态障碍的对象中的赋能和训练运动。

[0186] 在大鼠中，单侧皮层卒中对基本运动具有有限的影响，但是行为观察表明平衡控制的缺陷( 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))。为了证实卒中后的平衡损害，我们利用了机器人将任何时间和任何驱动DoF上的任何力叠加到透明控制模式上的能力。具体来说，当大鼠沿着直线跑道自由前进时，我们在中侧方向(y轴，向右推)施加1s的突然的三角形力(在具有左侧皮层卒中的大鼠中，在跑道运动期间，2.5N，1s，向右)。在左侧卒中之后不久(6d)，大鼠不能补偿该扰动。它们表现出大幅度的向右偏离(p<0.002，在扰动之前1s、期间和之后2s的横向躯干位移平均值(n＝5只大鼠))，并频繁掉下跑道(56±
39％，平均值±S.D.)。在恢复一个月后，大鼠通过使用伸肌和屈肌的受控的共同激活以及随后病变对侧伸肌的长期活动对扰动作出响应(360+/-80％，p<0.001)。这种肌肉协同作用使躯干和后肢稳定，并产生恢复运动轨迹的显著的中侧力(p<0.001，相比于在病变后6d时
0.60±0.07N，在病变后30d时1.54±0.18N)。

[0187] 合在一起，这些结果证实，机器人界面的评估模式提供了启发式条件以评估神经运动损伤后的运动模式生成和平衡。

[0188] 赋能模式

[0189] 接下来，我们试图利用机器人界面作为提供可调节的辅助以向前推进身体并恢复姿势取向和稳定性的推进性和姿势性神经假体。我们显示，这种所谓的赋能模式将揭开被推进和/或平衡损害所掩盖的出人意料的运动能力。

[0190] 电刺激和药理学刺激能够在具有完全SCI的大鼠中产生运动，但是动物不能产生必需的力以在地上向前推进它们的身体。相反，它们在伸肌中显示出紧张性活动，在行为上表现为站立。为了补偿推进力的缺乏，我们构造了起到推进性神经假体作用的机器人，其使大鼠向前移动(x轴，13cm·s–1)，同时提供恒力竖直方向的支撑(例如BWS的60+/-10％)。当启动机器人序列时，大鼠从安静的站立平滑过渡到连续运动。在推进性神经假体停止使大鼠向前平移时，节律性移动立即停止。

[0191] 具有单边皮层卒中的大鼠，当横穿水平梯子时，表现出病变对侧爪放置的显著障碍( 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))。这些缺陷已被归因于严重依赖于损伤的运动皮层的视觉运动控制的丧失(Drew,T.,Andujar,J.E.,Lajoie,K.&Yakovenko,S.，参与精确行走期间视觉运动协调的皮层机构(Cortical mechanisms involved in visuomotor coordination during precision walking)，Brain Res Rev 57,199-211(2008))。我们试验了下述假设，即平衡维持受损也可能有助于皮层卒中后熟练运动的改变。我们构建了机器人界面来作为姿势性神经假体。在这种赋能模式中，机器人提供竖直方向上的恒力支撑(z轴，BWS的27±4％)和横向方向(y和旋转轴)上的刚性支撑。机器人姿势性神经假体立即改善大鼠将它们的病变对侧后爪准确定位在梯子的不规则间隔的梯蹬上的能力(p<0.002)。统计学分析显示，机器人显著降低失误/滑落次数(p<0.01，图
3A，图D)，这与提高的姿势稳定性相关(p<0.01)。

[0192] 接下来，我们评估了机器人姿势性神经假体能够在具有横向C7半切的大鼠(n＝5)中进行运动控制的能力。记录在病变前爬楼梯期间的后肢动作的符号图分解，示出了后肢振荡以及MG和TA肌的EMG活动。对所有步态和大鼠应用PC分析。病变后10天，在不使用和使用恒力机器人支撑的情况下，大鼠在运动期间、特别是爬楼梯期间，大鼠拖曳病变同侧后肢。没有机器人支撑时，它们在楼梯上步履蹒跚并很少踏上楼梯。机器人姿势性神经假体立即使它们在水平行走(BWS的32±4％)和爬楼梯(BWS的28±3％)期间能够协调足底踏步。机器人支撑恢复躯干取向和稳定性(p<0.001)，其与接近正常的后肢运动和病变同侧爪在楼梯上的放置相关(p<0.001，图3B，图E，左)。

[0193] 然后，我们调查了在由位于相对两侧和不同脊椎高度(T7和T10)处的两个横向半切构成的更严重的SCI后不久，机器人姿势性神经假体是否能够进行运动控制。这种SCI完全中断了直接的棘上输入，从而引起永久性后肢麻痹(E.S.Rosenzweig等，灵长动物脊髓损伤后皮质脊髓投影的广泛的自发塑性(Extensive spontaneous plasticity of corticospinal projections after primate spinal cord injury)，Nat Neurosci 13,1505(Dec,2010))。为了能够早在SCI后12天进行运动，我们应用了电刺激和药理刺激。在交错半切后12d，试验了不使用和使用恒力机器人支撑的动物在楼梯上的运动。试验了不使用(自发)和使用电刺激和药理刺激的情况下的运动。没有机器人支撑时，大鼠表现出节律性后肢运动，但是它们在行走期间不能进行足底踏步(91±7％的拖曳)，并通常横向跌倒。使用机器人姿势性神经假体，所有试验的大鼠(n＝5)显示出双侧负重足底踏步。尽管直接棘上途径中断，但大鼠立即重新获得了将两个后爪准确放置在楼梯上的能力(p<0.001)。通过其他方式麻痹的大鼠在水平运动和爬楼梯期间两者中，表现出与健康大鼠几乎不可区分的步态模式(图3B，图E，右)。对于两种任务来说，后肢运动的改进与机器人赋能的躯干位置和稳定性的恢复相关。

[0194] 合在一起，这些发现证实，在中度至重度神经运动损伤后，机器人界面的赋能模式立即恢复在宽范围的自然行走行为中的出人意料的运动能力。

[0195] 训练模式

[0196] 最后，我们利用机器人界面的赋能模式，使用重复的练习来提高功能能力；这种控制计划被我们称为训练模式。我们每隔一天对具有交错半切SCI的大鼠(n＝6)进行30-min的运动训练疗程，共8周(参见方法)。将大鼠四足放置在机器人界面中，所述界面提供对抗重力的恒力竖直方向的支撑(z轴)，但是在其他方向上(x、y和 轴)被设置成透明的。大鼠沿着90度弯曲跑道步行。躯干取向被测量为骨盆与上体速度矢量的取向之间的角，所述上体速度矢量的取向被称为前进方向(heading)前进方向并且还定义运动轨迹。通过电刺激和药理刺激来赋能运动。在病变后第9周，未经训练的大鼠表现出负重踏步，但是在沿着弯曲跑道的机器人辅助的运动期间它们不能控制身体惯性和平衡(p<0.001，图3B，图F，左)。相反，训练过的大鼠能够曲线转向(图3B，图F，右)，同时维持平衡的躯干运动(p<0.001)。

[0197] 这些结果揭示，机器人界面的训练模式在具有麻痹SCI的大鼠中明显改进运动能力。

[0198] 实施例2

[0199] 材料和方法

[0200] 动物和行为训练

[0201] 实验在成年雌性Lewis大鼠(200-220g体重)上进行，所述大鼠以12小时的光-暗周期单个饲养，随意取用食物和水。所有实验程序得到苏黎世Canton的兽医管理局(Veterinary Office of the Canton of Zurich)批准。在手术之前，首先使所有大鼠(未训练和训练的)适应于在穿戴定制的外衣的同时沿着跑道自由航行1-2周。然后训练大鼠双足行走另外1-2周。所有大鼠很快学会这个任务。通常，它们在1-2个疗程内产生一致的踏步模式。使用正强化(食物奖励)鼓励大鼠进行所要求的任务。

[0202] 手术程序

[0203] 用于SCI大鼠的所有基本手术程序和术后护理已在以前详细描述(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 full-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)，Paraplegia 30,229(Apr,1992)；S.Harkema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))。简单来说，在全身麻醉和无菌条件下，将双极EMG电极插入到后肢肌肉中。将两个刺激电极紧固在脊椎高度L2和S1的中线处的硬膜上。在病变前记录之后，大鼠接受左侧T7横向过半切和T10处的右侧横向半切(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature Medicine2008)。对于T7过半切来说，我们的目的是在相反侧上中断双侧背柱同时留下腹侧通路。在温育在含抗GFAP(1:1000，Dako,USA)抗体的血清中的30-μm厚纵向切片上评估半切的完成度。此外，我们在横截切片上证实了在T8脊椎段的背柱中不存在BDA标记的皮质脊髓轴突。

[0204] 多系统神经假体训练

[0205] 在训练前10min，大鼠接受喹哌嗪(5-HT2A/C，0.2-0.3mg/kg)、SKF-82197(D1，0.1-0.2mg/kg)和8-OH-DPAT(5-HT1A/7，0.05-0.2mg/kg)的系统性(I.P.)给药。在训练期间，我们通过L2和S1电极发送单极电刺激(0.2ms，100-300μA，40Hz)。运动训练在使用竖直机器人支撑时在踏步机(9cm/s)上，以及在使用机器人姿势界面时在地面上以双足进行。每个训练疗程的内容随着大鼠的实际能力和训练目的演变。使用正强化来鼓励大鼠进行所要求的任务。另一组大鼠使用相同的频率和时间长度进行训练，但是康复限于在踏步机上的踏步训练。在病变之前的两周，训练这些大鼠使用机器人姿势界面在地上双足行走。在病变后第1和9周，它们也以这种范式进行试验。在训练期结束时，踏步机训练的大鼠使用机器人姿势界面每天在4-8个疗程中练习地上运动约10min，以确保任务的特殊性不是它们不能够引发和维持运动的原因。

[0206] 运动学、动力学、EMG记录和分析

[0207] 在踏步机(9cm/s)上以及地上记录双足运动。使用集成的动作捕获系统进行运动学(12个相机，200Hz)、动力学(测力板，2kHz)和EMG(2kHz，10–1000Hz带通)记录。用于数据收集、数据分析和计算的程序已在以前详细描述(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)，Nature Neuroscience 2009)。为了对运动表现进行定量，我们对所有计算的变量应用主成分(PC)分析(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)，Nature Neuroscience 2009)，提供了程序和注释的逐步解释。我们将运动功能的恢复定量为在由PC1-3产生的3D空间中，完整大鼠和受伤大鼠的步态周期之间的距离(M.Hagglund,L.Borgius,K.J.Dougherty,O.Kiehn，哺乳动物脊髓或后脑中成组兴奋性神经元的激活唤起运动(Activation of groups of excitatory neurons in the mammalian spinal cord or hindbrain evokes locomotion)，Nat Neurosci 13,246(Feb,2010))。

[0208] 脑刺激和记录

[0209] 将单极电极硬膜外植入到左后肢运动皮层上。在完全清醒状态下，在双足站立期间发送刺激串(0.2ms，10ms脉冲长度，300Hz，0.5-1.5mA)。不使用和使用电化学刺激来进行试验。从左侧TA肌的EMG记录计算被唤起的响应的峰间振幅和潜伏期。

[0210] 神经元调制

[0211] 在损伤后60-70天，将微导线阵列(16或32通道)立体定位地植入到左运动皮层的后肢区的V层中。手术后5-7天进行记录。使用与运动记录同步化的神经生理工作站获取神经元信号(24.4kHz)。通过超顺磁性聚类离线地进行所有尖峰分拣(J.Liu,L.M.Jordan，新生大鼠脑干的锥体旁区的刺激产生涉及脊髓5-HT7和5-HT2A受体的运动样活动(Stimulation of the parapyramidal region of the neonatal rat brain stem produces locomotor-like activity involving spinal 5-HT7and 5-HT2A receptors)，Journal of neurophysiology 94,1392(Aug,2005))。根据已建立的原则对组类进行手动调整(G.Courtine等，非人类灵长动物中的实验能够加快用于脊髓损伤的治疗在人类中的转化吗？(Can experiments in nonhuman primates expedite the translation of treatments for spinal cord injury in humans？)，Nature medicine 13,561(May,2007))以鉴定单一单元。在单一实验性疗程中对调制进行分析，以避免潜在的不稳定性混淆因素。使用两种复发的行为来评估神经元调制的重要性。(i)引发被定义为从静息开始的摇摆。(ii)改正被定义为在不规则步态后摇摆阶段的开始。双样品Kolmogorov-Smirnov检验在涵盖引发和改正的连续的多个1秒时间段中比较激发率(在250ms窗口中估算)，以确定调制是否重要。

[0212] NMDA和蝇蕈醇微注射

[0213] 为了消融T8-T9神经元，我们在覆盖脊椎T8-T9高度的14个位点(深为1mm，总体积3μl)中灌注NMDA(1％，在dH2O)中。在病变后5天对大鼠进行试验，并在后一天处死。在尸检中，在用小鼠抗NeuN(1:500，Chemicon,USA)抗体染色的组织切片上验证神经元的消融。为了使运动皮层失活，我们在皮层内注射GABA激动剂蝇蕈醇(800nl，4.5mg/Kg)。在实验前5天，我们将导管(OD:0.61mm，ID:0.28mm)以1.5mm的深度立体定位地植入到左运动皮层中。正确的导管位置在尸检时，在被染色(Invitrogen,USA)以用于荧光Nissl可视化的组织切片上验证。

[0214] 示踪和免疫组织化学

[0215] 我们通过在L1-L2脊椎段中双侧输注Fastblue(2％，在0.1M磷酸盐缓冲液和2％二甲基亚砜中)来进行逆向神经纤维束示踪(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature Medicine 2008)。在6个位点(深度1.5mm)上总共压力注射1.2μl。为了示踪运动皮层轴突，我们将顺行示踪剂BDA 10,000(10％，在0.01M PBS中)注射到左运动皮层中覆盖后肢区的6个位点上(坐标中心位于距前卤前后向-1mm和中间-侧面向-1.75mm，深度1.5mm)。18天后将大鼠用含有100,000IU/L肝素和0.25％NaNO2的Ringer溶液灌注，然后用pH 7.4的含有5％蔗糖的用4％磷酸盐缓冲的低聚甲醛灌注。对于cfos实验来说，在45min的一段连续运动中止后60min，对大鼠进行灌注(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 full-weight-bearing stepping in the adult spinal cat)，Experimental neurology 92,421(May,1986))。对于完整大鼠和经过地上训练的大鼠，以及对于踏步机训练和未训练的大鼠来说在地上指导运动期间，运动在地上进行，以便确保在所有动物中存在踏步。将脑、脑干和脊髓解剖出来，后固定过夜，并转移到30％磷酸盐缓冲的蔗糖，用于冷冻保存。4天后，将组织包埋并在低温恒温器上以40-μm厚度切片。

[0216] 对于免疫组织化学实验来说，将切片在含有兔抗cfos(1:2000，Santa Cruz Biotechnologies,USA)、抗GFAP(1:1000，Dako,USA)或抗5HT(1:5000，Sigma Aldrich,Germany)或小鼠抗突触素(1:1000，Millipore,USA)抗体的血清中温育。使用用Alexa488或555标记的第二抗体可视化免疫反应。BDA标记的纤维使用0.1M PBS-Triton(1％)中的链亲合素-辣根过氧化物酶(1:200)来检测。对于吡嗪酰胺信号的信号放大，以1:
100的稀释度使用花青素3进行1min。

[0217] 神经形态学评估

[0218] 使用图像分析软件，在相隔1.2mm并以T8-T9接合部为中心的5个均匀相隔的切片上对Fastblue阳性和cfos阳性的神经元进行计数。使用以标准成像设置获取的每只大鼠每个区域的5个共聚焦图像栈来测量纤维密度，并按照以前描述的方法使用用户编写的脚本进行分析(L.T.Alto等，向化性引导促进脊髓损伤后的轴突再生和突触形成(Chemotropic guidance facilitates axonal regeneration and synapse formation after spinal cord injury)，Nat Neurosci 12,1106(Sep,2009))。将共聚焦输出图像分成正方形目标区域(ROI)，并将每个ROI内的密度计算为每个ROI区域的示踪纤维(像素的量)的比率。利用强度阈值对文件进行颜色过滤和二值化运算。阈值凭经验设置并在不同的切片、动物和组之间维持。T8-T9中CST标记的计算机和手动计数的比较表明，在两种方法之间没有显示出差异。手动纤维计数在覆盖有5条竖直线的脊髓切片上进行。对灰质内与这些线交叉的纤维进行标记，并将每只大鼠的3个切片上所有相交的纤维加起来，以获得积累计数。手动和计算机计数在不知情情况下进行。图像获取使用激光共聚焦扫描显微镜和LASAF接口进行，并且图像栈离线进行处理。

[0219] 统计学

[0220] 所有数据被报告为平均值±s.e.m。统计评估使用单向或双向ANOVA、重复测量ANOVA或非参数Wilcoxon检验来进行。在适合时应用事后Kruskall-Wallis检验。成年大鼠在T7处接受左侧过半切并在T10处接受右侧半切。这种SCI打断了所有直接棘上途径，但留下了完整组织的中间间隙。然而，病变引起后肢功能的完全丧失，在损伤后2个月后没有恢复的迹象。同样地，具有临床上完全SCI的人类通常显示出通过病变的连接的维持(B.A.Kakulas，人类脊髓损伤的强调特殊特点的神经病学综述(A review of the neuropathology of human spinal cord injury with emphasis on special features)，J Spinal Cord Med 22,119(Summer,1999))。因此，这种实验性病变重现了人类SCI的关键的解剖学和功能特点，同时提供了良好控制的条件以调查隐伏在恢复下的机制(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature medicine14,69(Jan,2008))。

[0221] 为了将腰骶部回路从潜伏转变成高度有功能的状态(P.Musienko,J.Heutschi,L.Friedli,R.V.den Brand,G.Courtine，用于在严重脊髓损伤后恢复运动功能的多系统神经康复策略(Multi-system neurorehabilitative strategies to restore motor functions following severe spinal cord injury)，Experimental neurology,(Sep 7,2011))，我们在L2和S1脊椎段上施加紧张性(40Hz)硬膜外电刺激(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(Oct,2009))，并系统性给药5HT1A/7、5HT2A/C和D1受体激动剂的定制混合物(P.Musienko等，通过脊髓回路的多维单胺能调制控制特定运动行为(Controlling specific locomotor behaviors through multidimensional monoaminergic modulation of spinal circuitries)，J Neurosci 31,9264(Jun 22,2011))。通过提高脊髓兴奋性的总体水平，这种电化学脊髓神经假体能够使感官信息变成踏步的控制源(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(Oct,2009)；P.Musienko,J.Heutschi,L.Friedli,R.V.den Brand,G.Courtine，用于在严重脊髓损伤后恢复运动功能的多系统神经康复策略(Multi-system neurorehabilitative strategies to restore motor functions following severe spinal cord injury)，Experimental neurology,(Sep 7,2011))。这种干预早在损伤后7天就促进在踏步机上的尽管非自主但协调的双足踏步。

[0222] 这些踏步移动由移动的踏步机带引发(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(Oct,2009))，表明大鼠不能自主启动在地上的后肢运动。为了证实棘上控制的不存在，我们应用电化学神经假体，并将相同的大鼠双足放置在机器人姿势界面中，所述界面提供可调节的竖直和横向躯干支撑，但是不促进在任何方向上的运动。所有大鼠(n＝27)在损伤后7天时不能启动在地上的后肢运动(p<0.001)。

[0223] 然后，我们设计了多系统神经假体训练计划，其涵盖两个目的。首先，我们旨在通过由电化学神经假体赋能的基于踏步机的训练来改善腰骶回路的功能性(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(Oct,2009))。第二，我们试图促进棘上介导的移动的恢复；我们利用了不仅赋能、而且迫使大鼠主动使用它们的麻痹后肢以便朝向目标双足运动的机器人姿势界面。

[0224] 从损伤后7-8天开始，利用两种范式的组合每天对大鼠(n＝10)进行30min训练。第一次努力的自主踏步出现在训练2-3周后(p<0.01)。随着自主移动的恢复，我们逐渐增加地上训练的相对持续时间。损伤后5-6周，所有大鼠能够启动并维持全负重双足运动较长的时间段，但是只有在电化学赋能的运动状态期间才行。运动学分析揭示，地上训练的大鼠部署与完整动物类似的控制策略来产生运动。为了度量恢复，我们改编了临床上标准化的6分钟行走试验(G.H.Guyatt等，6分钟行走：在患有慢性心衰的患者中运动能力的新度量(The 6-minute walk:a new measure of exercise capacity in patients with chronic heart failure)，Can Med Assoc J 132,919(Apr 15,1985))以适应于双足踏步大鼠。具有麻痹性SCI的地上训练的动物在3min内覆盖长达21m的距离。

[0225] 接下来，我们试验了在电化学赋能状态下局限于踏步机的踏步训练是否也促进自主运动的恢复(n＝7只大鼠)。尽管在受伤后9周时在4-8个疗程中进行了重复试验，但这种自动踏步训练未能重新建立地上运动(p<0.001)。此外，踏步机训练的大鼠不能维持机器人启动的地上运动。

[0226] 为了进一步增强棘上贡献，我们引入了楼梯和障碍这两种需要自主介导的步态微调的条件(T.Drew,J.E.Andujar,K.Lajoie,S.Yakovenko，参与精确行走期间视觉运动协调的皮层机构(Cortical mechanisms involved in visuomotor coordination during precision walking)，Brain Res Rev 57,199(Jan,2008))。在另外2-3周后，地上训练的大鼠(在机器人训练之前事先进行至少10min的踏步机热身)能够双足冲刺上楼并避开障碍。为了完成这些范式，动物显示出了后肢运动的多种任务特异性的调整。

[0227] 解剖学检查突出了在重新获得自主运动的大鼠中棘上和棘内投影的大范围重塑。我们首先从L1-L2运动中心进行了逆向神经纤维束示踪。我们发现，在地上训练和踏步机训练的大鼠两者中，与未训练的动物相比，T8-T9段的中间和腹侧层中标记的神经元的数量显著增加(p<0.01)。在连续的地上运动后活动依赖性标志物cfos的分析证实，在行走期间标记的神经元是活动的。在地上训练的大鼠中，与所有其他组相比，在富含从L1-L2运动中心on
逆向标记的神经元的区域中cfos 核的数量更大(p<0.05)。因此，胸部神经元在恢复自主运动中可能发挥关键作用(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature medicine 14,
69(Jan,2008)；F.M.Bareyre等，在成年大鼠中损伤的脊髓自发形成新的棘内回路(The injured spinal cord spontaneously forms a new intraspinal circuit in adult rats)，Nat Neurosci 7,269(Mar,2004)；K.C.Cowley,E.Zaporozhets,B.J.Schmidt，在新生大鼠脊髓中脊髓固有的神经元足以用于运动命令信号的延髓传播(Propriospinal neurons are sufficient for bulbospinal transmission of the locomotor command signal in the neonatal rat spinal cord)，The Journal of physiology 586,1623(Mar 15,2008))。为了解决这一假设，我们通过保留轴突的兴奋性毒素N-甲基-D-天冬氨酸(NMDA)的输注消融了T8-T9神经元(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature medicine 14,69(Jan,2008))。尽管腰骶回路的功能性未受损，但NMDA的输注废除了重新获得的自主运动(p<0.01)。同样地，地上训练的大鼠在完全中断向T8-T9神经元的棘上输入后失去运动的自主控制(p<0.01)。

[0228] 我们通过生物素化葡聚糖胺(BDA)的注入标记了来自于左后肢运动皮层的投影。背柱在T7处过半切的双侧中断，仅在右背侧索中留下少量(1-2％)(C.Brosamle,M.E.Schwab，成熟大鼠皮层脊髓神经纤维束的腹侧未交叉组分的起源细胞、过程和终止模式(Cells of origin,course,and termination patterns of the ventral,uncrossed component of the mature rat corticospinal tract)，J Comp Neurol 386,293(Sep 
22,1997))皮层脊髓神经纤维束(CST)轴突。因此，未训练的大鼠在T8-T9段中显示出稀少的CST标记。局限于踏步机的训练不促进胸部CST投影密度的显著改变。相反，我们在经过地上训练的大鼠中发现病变前双侧纤维密度的45±7％的重建。这些CST轴突专一性地从右背侧索分出，并且繁茂地神经支配T8-T9段的右侧以及更出人意料地支配其左侧灰质(E.S.Rosenzweig等，灵长动物脊髓损伤后皮质脊髓投影的广泛的自发塑性(Extensive spontaneous plasticity of corticospinal projections after primate spinal cord injury)，Nat Neurosci 13,1505(Dec,2010))。我们检测了从T7病变位点处的灰质延伸到右背侧索中的多个CST纤维。这些表明了再生性生长的异位纤维(O.Steward,B.Zheng,M.Tessier-Lavigne，错误的复活：在受伤的中枢神经系统中区分再生的与剩余的轴突(False resurrections:distinguishing regenerated from spared axons in the injured central nervous system)，J Comp Neurol 459,1(Apr 21,2003))，引起T8-T9背侧索的CST轴突密度的接近两倍的增加(p<0.001)。胸部CST纤维通过右背侧索绕过T7过半切，分支到灰质中，并重新交叉越过中线。这些纤维发展出具有棒头状膨大的大的轴突结构，表明树状末端的生长。共聚焦显微术证实了胸部CST纤维带有突触元件，因为它们与突触素共定位。这些纤维与从L1-L2运动中心逆向标记的中继神经元建立接触。

[0229] 运动皮层轴突投影的重塑不限于剩余的组织桥。在损伤上方T4-T5处CST纤维的定量，揭示出在地上训练的大鼠中，与未训练的、踏步机训练的和完整大鼠相比，轴突密度的显著的双侧增加(p<0.01)。我们发现在各个脑干运动区(包括左和右前庭神经核(p<0.01)、整个网状结构(p<0.001)和锥体旁区(p<0.01))中，皮层投影的密度的接近4倍的增加。这些区域含有网状脊髓神经元和脊髓投影的血清素能(5HT)神经元，二者都对启动和维持运动有贡献(M.Hagglund,L.Borgius,K.J.Dougherty,O.Kiehn，哺乳动物脊髓或后脑中成组兴奋性神经元的激活唤起运动(Activation of groups of excitatory neurons in the mammalian spinal cord or hindbrain evokes locomotion)，Nat Neurosci 13,246(Feb,2010)；J.Liu,L.M.Jordan，新生大鼠脑干的锥体旁区的刺激产生涉及脊髓5-HT7和5-HT2A受体的运动样活动(Stimulation of the parapyramidal region of the neonatal rat brain stem produces locomotor-like activity involving spinal5-HT7and 5-HT2A receptors)，Journal of neurophysiology 94,1392(Aug,2005))。因此，通过训练，可能重新组织降支5HT纤维。我们在地上训练的大鼠中发现了T8-T9血清能神经支配的近乎完全的层特异性恢复，这与未训练的和踏步机训练的动物中5HT纤维的耗尽相反(p<0.05)。

[0230] 合在一起，这些分析证实，自动化的局限于踏步机的训练不能在降支通路中介导解剖学变化，然而在高功能性状态下的主动训练促进了皮层和脑干来源的轴突系统中的多水平塑性。

[0231] 与灵长动物相反，啮齿动物运动皮层对于产生运动来说不是必不可少的(G.Courtine等，非人类灵长动物中的实验能够加快用于脊髓损伤的治疗在人类中的转化吗？(Can experiments in nonhuman primates expedite the translation of treatments for spinal cord injury in humans？)，Nature medicine 13,561(May,2007))。因此，我们试图证实运动皮层投影的训练诱导的重塑对于控制自主运动来说确实有贡献。首先，我们将刺激性硬膜外电极植入到左运动皮层上方，以验证神经元通路的重新组织重建了横跨病变的连接性。在SCI之前，施加一串低强度(0.7-1.5mA)电刺激在左胫骨前肌中唤起大的应答。在未训练的大鼠中，SCI永久地废除了这样的应答(p<0.001)。相反，地上训练的大鼠在病变下方重新获得应答，平均为它们的病变前幅度的约10％(p<0.001)。
这些应答延迟了12±3ms(p<0.01)，表明为了将棘上冲动排发送到后肢运动池，必需大量的突触中继。应答的幅度在电化学赋能的运动状态中显著增加(p<0.01)，表明棘上命令传输的改进(K.C.Cowley,E.Zaporozhets,B.J.Schmidt，在新生大鼠脊髓中脊髓固有的神经元足以用于运动命令信号的延髓传播(Propriospinal neurons are sufficient for bulbospinal transmission of the locomotor command signal in the neonatal rat spinal cord)，The Journal of physiology 586,1623(Mar 15,2008))。其次，我们在地上训练的大鼠(n＝3)中将微导线阵列植入到投影在T8-T9段的CST神经元附近，并记录自主运动期间的神经元调制。我们发现了大量神经元(n＝17/24个神经元)的调制模式明显与步态起始、持续运动和校正运动相关(p<0.05)。在任何明显的移动或运动相关的肌肉活动发生之前，显著量的运动皮层神经元(36％)表现出激发率的急剧增加。相反，与静立相比，在非自主运动期间运动皮层神经元的激发率显著降低(p<0.05)。第三，我们使用GABA激动剂蝇蕈醇的微注射将左运动皮层失活。尽管不损伤腰骶回路的功能性，但蝇蕈醇立即抑制自主的后肢运动(p<0.01)。

[0232] 到目前为止，SCI后的功能恢复被解释为需要促进被切断的纤维向它们的原始靶的长距离再生(L.T.Alto等，向化性引导促进脊髓损伤后的轴突再生和突触形成(Chemotropic guidance facilitates axonal regeneration and synapse formation after spinal cord injury)，Nat Neurosci12,1106(Sep,2009)；F.Sun等，由PTEN和SOCS3的共缺失引起的持续的轴突再生(Sustained axon regeneration induced by co-deletion of PTEN and SOCS3)，Nature,(Nov 6,2011))。毫无疑问，在近乎完全的SCI后神经再生是必不可少的。然而，更直接的方法可能是充分利用剩余的神经元系统通过依赖于使用的机制重新组织的显著能力(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)；S.Harkema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)，Lancet377,1938(Jun 4,2011)；V.R.Edgerton等，训练运动网络(Training locomotor networks)，Brain Res Rev 57,241(Jan,2008))。在这里，我们建立的训练条件不仅能够而且迫使脑构建多个新的脑干和棘内中继，以重新获得对电化学赋能的腰骶回路的定量和定性的访问。存在越来越多的证据表明，使用适合的感官提示进行的主动训练明显优于被动的机器人指导的康复，以在人类中提高踏步能力(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)；S.Harkema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)；V.R.Edgerton等，训练运动网络(Training locomotor networks)，Brain Res Rev 57,241(Jan,2008)；L.L.Cai等，完全脊髓损伤后按需辅助的机器人踏步对固有的运动学习策略的暗示(Implications of assist-as-needed robotic step training after a complete spinal cord injury on intrinsic strategies of motor learning)，J Neurosci 26,10564(Oct 11,2006)；A.Wernig，自动运动训练的“无效性”("Ineffectiveness"of automated locomotor training)，Archives of physical medicine and rehabilitation 86,2385(Dec,2005)；M.Wirz等，在具有长期不完全脊髓损伤的患者中自动运动训练的有效性(Effectiveness of automated locomotor training in patients with chronic incomplete spinal cord injury:a multicenter trial.Archives of physical medicine and rehabilitation 86,672(Apr,2005)；P.Musienko,R.van den Brand,O.Maerzendorfer,A.Larmagnac,G.Courtine，用于在脊髓损伤后重新获得运动功能的组合的电和药理学神经假体界面(Combinatory electrical and pharmacological neuroprosthetic interfaces to regain motor function after spinal cord injury)，IEEE Trans Biomed Eng 56,2707(Nov,2009))。
同样地，没有皮层神经元参加的自动化的局限于踏步机的训练促进亚病变塑性，但是不能促进降支途径的重塑。踏步机训练的大鼠不重新获得棘上介导的运动。

[0233] 有鉴于上述描述和实例，本发明介绍了新的训练范式，其鼓励对象的主动参与，并触发皮层依赖性的基于活动的过程，所述过程在引起长期麻痹的SCI后恢复对精密复杂的运动移动的自主控制。

[0234] 这些结果证实了棘内回路绕过病变的能力(Courtine,G.等，在脊髓损伤后通过间接的脊髓固有的中继连接恢复踏步的棘上控制(Recovery of supraspinal control of stepping via indirect propriospinal relay connections after spinal cord injury)，Nature medicine 14,69(Jan,2008)；F.M.Bareyre等，在成年大鼠中受伤的脊髓自发形成新的棘内回路(The injured spinal cord spontaneously forms a new intraspinal circuit in adult rats)，Nat Neurosci 7,269(Mar,2004))，并将它们的治疗潜力扩展到麻痹性SCI后的功能恢复。在高功能性状态下训练促进这种扩展的塑性和恢复的能力，可以产生能够在患有多种神经运动损伤的人类中改善功能的新的干预手段(S.Harkema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)，Lancet377,1938(Jun 4,2011)；B.A.Kakulas，人类脊髓损伤的强调特殊特点的神经病学综述(A review of the neuropathology of human spinal cord injury with emphasis on special features)，J Spinal Cord Med 22,119(Summer,1999)；R.Fuentes,P.Petersson,W.B.Siesser,M.G.Caron,M.A.Nicolelis，脊髓刺激在帕金森氏病的动物模型中恢复运动(Spinal cord stimulation restores locomotion in animal models of Parkinson's disease)，Science 323,1578(Mar 20,2009))。