JP2003117006A

JP2003117006A - 下肢麻痺者らのための機能的電気刺激による移動装置

Info

Publication number: JP2003117006A
Application number: JP2001314222A
Authority: JP
Inventors: Eiji Nakano; 栄二中野; Takayuki Takahashi; 隆行高橋; Shito O; 志東王; Yasunobu Handa; 康延半田; Toru Fujii; 徹藤居
Original assignee: Japan Science and Technology Corp
Current assignee: Japan Science and Technology Agency
Priority date: 2001-10-11
Filing date: 2001-10-11
Publication date: 2003-04-22

Abstract

(57)【要約】【課題】下肢麻痺者らのための機能的電気刺激による
本人の下肢の駆動力を利用した移動装置を提供する。【解決手段】機能的電気刺激を用いて下肢麻痺者・下
肢弱体者らの下肢により駆動させるための自転車１であ
って、その使用者Ｈが下肢の筋肉で駆動するペダル２
と、電極５を通して使用者Ｈの下肢に電気刺激を与える
刺激発生装置と、与えようとする駆動速度を入力する操
作装置６と、使用者Ｈの下肢の駆動位置および移動装置
の速度を計測する計測手段と、それによって得た情報を
制御ループにフィードバックし、上記電気刺激を目標速
度に到達させるために必要な刺激パターンを発生させる
制御装置とを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、下肢麻痺者らのた
めの機能的電気刺激（functional electrical stimulat
ion ：以下、ＦＥＳという。）による移動装置に関する
ものであり、さらに具体的には、ＦＥＳにより下肢麻痺
者らの下肢を動作させ、それによって自転車や車椅子等
の移動装置を駆動できるようにする技術に関するもので
ある。

【０００２】

【従来の技術】現在、下肢が麻痺した人、特に対麻痺の
人にとって車いすは日常生活を送る上で移動手段として
必要不可欠である。しかし、現在の車いすは駆動源とし
て上肢に頼らざるを得ず、あまり腕の力がない人が走行
するのは困難である。一方で、麻痺した部位は、そのま
まにしておくと筋肉が衰弱することはもちろん、骨の強
度も落ちてしまう。また、動かさなくなった関節は固く
なり骨化してしまう。対麻痺の人の場合、関節が固くな
ると車いすへの移乗などの日常生活における行動に支障
が出てくる。

【０００３】事故等による脊髄損傷、脳卒中その他で、
脳・脊髄の中枢性運動ニューロンが障害を受けると、四
肢や体幹に運動機能の麻痺を生じる。しかし、多くの場
合、末梢運動ニューロンは興奮性を有し、電気刺激に対
して活動電位を発生して筋肉を収縮させる。したがっ
て、麻痺筋を支配する末梢の運動神経・筋系に電気刺激
を与えることで、失われた運動機能を再建することがで
きる。このように失われた生体の機能を再建する電気刺
激をＦＥＳ（機能的電気刺激）と呼んでいる。このＦＥ
Ｓは、心臓ぺースメーカ、呼吸ぺースメーカ、排尿補
助、上肢制御、起立動作などで既に実用化されているも
のである。

【０００４】現在臨床で適用されているＦＥＳシステム
は、健常者の動作時の筋電図をもとにして作成された刺
激パターンを開ループで出力するのみである。したがっ
て、人の視覚系等を介したもの以外のフィードバック制
御は行われていない。しかし、神経・筋系は刺激入力に
対して発生張力が非線形であり、刺激に対する応答も時
間と共に変化する。特に連続的に刺激を行った場合、筋
肉は早く疲労し、長時間力を出すことができないといっ
た特徴を持つため、視覚系を介しこれらの変化に応じて
操作することは患者にとって大きな負担であり、再建動
作の安全性にも影響を与えかねない。現状では人に常時
付けた状態で四肢の動きや発生した力を計測することが
可能なセンサがないことがその理由となっている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明の技術的課題
は、移動装置の基本となる駆動力として、ＦＥＳにより
発生させた使用者本人の下肢の力を利用することによ
り、使用者の血行の促進、関節の骨化の防止、筋肉増
強、骨の強化等を実現し、下肢麻痺者らが車いすを利用
することにより日常生活における行動にさらに支障が出
てくるのを抑制できるようにしたＦＥＳによる移動装置
を提供することにある。本発明の他の技術的課題は、上
記移動装置における使用者の下肢による駆動力に、モー
タによる駆動力を補助的に重ね合わせ、使用者の走行を
容易にするとともに、その使用者の自律移動を確保でき
るようにした移動装置を提供することにある。

【０００６】本発明の他の技術的課題は、センサ類を下
肢麻痺者らの体に直接付けることなく、あるいは、健常
者の動作時の筋電図をもとにして作成された刺激パター
ン等を用いることなく、必要なセンサを移動装置側に取
り付けてフィードバックを行い、長時間かつ滑らかな走
行（サイクリング）を実現させ、下肢麻痺者らが気軽に
出かけて行けるようにしたＦＥＳによる移動装置を提供
することにある。本発明の他の技術的課題は、半身の麻
痺者あるいは片方の下肢の不自由者にも有効に適用でき
るようにしたＦＥＳによる移動装置を提供することにあ
る。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
の本発明のＦＥＳによる移動装置は、ＦＥＳを用いて下
肢麻痺者・下肢弱体者らの下肢により駆動させるための
移動装置であって、上記移動装置に、その使用者が下肢
の筋肉で駆動する駆動手段と、電極を通して使用者の下
肢の筋肉に上記ＦＥＳを与える刺激発生装置と、使用者
が操作して、少なくとも上記ＦＥＳにより与えられる駆
動速度を入力できる操作装置と、上記移動装置における
使用者の下肢の駆動位置および移動装置の速度を計測す
る計測手段と、上記計測手段によって得た情報を制御ル
ープにフィードバックし、使用者の下肢に与える上記Ｆ
ＥＳを目標速度に到達させるために必要な刺激パターン
とする制御装置とを具備させたことを特徴とするもので
ある。

【０００８】上記本発明の移動装置の好ましい実施形態
においては、使用者が下肢で駆動する駆動手段を、クラ
ンクを回転駆動するペダルによって構成し、制御装置に
おいて、計測手段により計測した上記クランクのクラン
ク角に応じて電気刺激する筋肉を変え、効率的なサイク
リング運動を実現するように構成され、あるいは、その
移動装置に、使用者による駆動力の不足を補うためのモ
ータを含むモータアシスト手段を備え、上記駆動力の不
足に応じた上記モータの駆動制御を行う機能が制御装置
に付加される。この場合に、制御装置に、過大な刺激出
力が筋肉に負荷されるのを制限する速度リミッタの入力
と出力との差に基づいて、モータアシスト手段における
モータの駆動力の信号を発生させる機能を持たせること
もできる。また、本発明の移動装置においては、上記制
御装置を、電極を通して使用者の左右の下肢に与えるＦ
ＥＳを独立に制御するものとすることができる。

【０００９】上記構成を有する下肢麻痺者らのためのＦ
ＥＳによる移動装置によれば、下肢麻痺者らの下肢筋系
にＦＥＳを与えることで、下肢を運動させ、使用者本人
の下肢の力を利用するので、それによるリハビリテーシ
ョン効果を実現でき、使用者の血行の促進、関節の骨化
の防止、筋肉増強、骨の強化等を期待でき、あるいは失
われた運動機能を再建することができる。また、上記移
動装置における使用者の下肢による駆動力に、モータに
よる駆動力を補助的に重ね合わせると、使用者の走行を
容易にするとともに、その使用者の自律移動を確保する
ことができる。

【００１０】さらに、上記移動装置においては、センサ
類を下肢麻痺者らの体に直接付けることなく、必要なセ
ンサを移動装置側に取り付けてフィードバックを行い、
長時間かつ滑らかなサイクリングを実現させるようにし
ているので、使用者が気軽に出かけることが可能にな
る。また、上記制御装置を、電極を通して使用者の左右
の下肢に与えるＦＥＳを独立に制御するものとすると、
半身の麻痺者あるいは片方の下肢の不自由者や左右機能
が異なる人が、必要な下肢にＦＥＳを与え、他方の下肢
ではＦＥＳを利用することなく、あるいはＦＥＳの利用
程度やモータによるアシスト量を調整して、移動装置を
駆動することが可能になる

【００１１】

【発明の実施の形態】図１は、本発明に係る下肢麻痺者
・下肢弱体者らのためのＦＥＳによる移動装置の実施例
を示している。この下肢麻痺者らのためのＦＥＳによる
移動装置は、図１に示しているような３輪（または２
輪）の自転車１ばかりでなく、車椅子その他の下肢麻酔
者らが下肢の筋肉を利用して駆動する移動装置にも適用
することができる。これらの移動装置は、その使用者Ｈ
が下肢の筋肉で駆動する足踏み式やペダル式の駆動手段
を備えるものであるが、図示の実施例ではクランクを回
転駆動するペダル２によって構成し、車輪３を回転駆動
できるようにしている。なお、ここでは下肢麻痺者を主
たる対象とする自転車について説明するが、老人や長期
にわたる入院者等の下肢弱体者、半身不自由者らに対し
ても適用できるのは勿論である。

【００１２】上記移動装置には、複数の電極５を通して
使用者Ｈの下肢の筋肉にＦＥＳを与える刺激発生装置を
備えている。一般に、健常者の下肢によるサイクリング
動作は、数多くの筋肉を用いて実現しているが、それら
の多数の筋肉に、下肢に貼った表面電極を通してＦＥＳ
を与えるのは困難である。そのため、サイクリング動作
に重要な役割を果たし、かつ強力な筋力を発生する大腿
四頭筋（quadriceps）１１および大腿二頭筋（hamstrin
g）１２（図４参照）の２つの筋肉に、表面の電極５を
通してＦＥＳを与えるのが望ましいが、必ずしもこれら
に限るものではなく、サイクリング動作に適した適宜の
筋肉にＦＥＳを与えることができる。なお、上記２つの
筋肉は、ともに股関節から膝関節への２関節筋である。

【００１３】また、上記刺激発生装置は、サイクリング
動作させようとする麻痺筋を支配するところの末梢の運
動神経・筋系に電気刺激を与えるためのもので、該装置
からの出力は、周波数やパルス幅を固定し、電圧の振幅
を変えることにより筋肉の収縮力を変える振幅変調方式
によるのが望ましいが、他の方式を用いることもでき
る。この刺激発生装置において発生した出力は、制御装
置によって制御されるリレースイッチを通して、図７に
より後述するように、クランク角全周にわたりトルクを
発生させるような刺激パターンで、クランク角に応じて
刺激する筋肉を変え、同じ脚では各フランク角において
大腿四頭筋と大腿二頭筋のいづれか一方だけを刺激する
ように、前記電極５に送られる。

【００１４】上記自転車１には、使用者Ｈが操作し易い
位置に、その使用者が移動装置の駆動を指示する操作装
置６を備えている。この操作装置６は、各種のスイッチ
類を含むもので、具体的には、駆動・停止のメインスイ
ッチ、ＦＥＳを発生させるスイッチ、目標速度を入力す
るスイッチ（摘み）、モータアシスト手段を動作させる
か否かを指定するスイッチ、前後進を指定するスイッチ
等がある。なお、使用者が指定するその他の事項に関す
るスイッチも、この操作装置６に付設することができ
る。そして、これらのスイッチで使用者が指定した情報
は、制御装置に入力され、上記リレースイッチの制御等
に供される。但し、上述した各種スイッチ等は必ずしも
設ける必要はなく、少なくとも目標速度を入力するスイ
ッチを設けて、その他の入力事項は固定的に後記制御装
置に設定しておくこともできる。

【００１５】また、上記自転車１には、自転車の走行状
態を監視して必要な情報を得る計測手段を備えている。
図示した実施例では、上記計測手段として、自転車１の
クランク部に必要数のエンコーダ７を設け、使用者の下
肢の駆動位置、つまりペダル２の位置（クランク角度）
と、自転車１の速度とをそれぞれ個別に計測できるよう
にしている。なお、これらのエンコーダ７等は、自転車
の後輪側に設けてもよい。自転車１の速度は、上記エン
コーダ以外の計測手段で計測することもできる。また、
上記自転車１においては、制御装置における制御等のた
めに必要があれば、クランク部にかかるトルクを測定す
るためのトルクセンサ８を設け、Ａ／Ｄコンバータを経
て制御装置にその出力を導入することもできる。このト
ルクセンサ８の出力は、使用者が下肢によってペダル２
を踏み込むトルクを検出し、後述するモータアシストの
程度を調整する場合などに利用できるが、ここでは必ず
しも必要不可欠のものではない。

【００１６】上記計測手段によって計測した情報は、制
御装置における制御ループにフィードバックされる。こ
の場合に、上記エンコーダ７により計測したクランク角
は、制御装置において、クランク角に応じて電気刺激す
る筋肉を変えるための情報として利用され、それにより
効率的なサイクリング運動が実現される。また、計測手
段における速度の情報は、制御装置における制御ループ
にフィードバックされ、操作装置６において使用者が入
力した目標速度に到達するためのＦＥＳの刺激パターン
を決定するための情報として利用される。

【００１７】さらに、上記自転車１には、使用者Ｈによ
る駆動力の不足を補うためのモータ９を含むモータアシ
スト手段を備えている。一方、制御装置は、上記駆動力
の不足に応じて上記モータ９の駆動制御を行う制御系を
持ち、前記操作装置６において、このモータアシスト手
段を動作させる旨をスイッチによって指定したときに
は、モータドライバを介して該モータ９にそれを所期の
トルクで駆動するための通電を行うように制御される。

【００１８】前述したＦＥＳによる使用者の筋肉駆動だ
けでは、あまり自転車の速度を高めることができず（実
験では４〜５km/h以内）、また傾斜が２度以上の坂道は
登れず、段差も乗り越えが困難であることが実験的に確
かめられているが、上記モータアシスト機能を付加する
ことにより、坂道での走行も可能になり、しかも使用者
の下肢による駆動を前提とするので、従来の電動車椅子
と比較しても小型、軽量化することができる。

【００１９】上記制御装置（マイクロコンピュータ）
は、基本的には、電極５を通じて使用者Ｈの下肢に与え
る上記刺激発生装置の出力を、自転車１の速度を目標速
度に到達させるために必要な刺激パターンとするよう
に、上記リレースイッチを制御するもので、具体的に
は、図２に示すようなＦＥＳのみを用いて移動装置を駆
動する場合の制御系、ＦＥＳによる移動装置の駆動にモ
ータアシスト機能を付加する場合の制御系とを備えてい
る。いずれの制御系においても、前記計測手段により計
測した上記クランクのクランク角に応じて電気刺激する
筋肉を変え、効率的なサイクリング運動を実現するよう
に制御される。

【００２０】次に、図２および図３の制御系について説
明する。先ず、図２はアシスト用のモータ９を使用しな
い場合の制御系を示すもので、この制御系では、前記操
作装置６から目標速度が入力されると、ＰＤコントロー
ラにおいて、前記計測手段からの情報に基づき、クラン
ク角に応じて電気刺激する筋肉を変えて、サイクリング
運動を実現するための刺激強度が求められる。なお、ク
ランク角に応じて刺激する筋肉を変える態様について
は、後述の実施例において図７および図１３を参照して
詳述する。

【００２１】次いで、上記刺激強度は、過大な刺激出力
が筋肉に負荷されるのを制限する速度リミッタに出力さ
れる。この速度リミッタは、坂を昇るときなどにある程
度の速度を目標として設定したが実際にはその速度にな
らなかった場合に、その差が大きいためにＰＤコントロ
ーラから過大に大きい刺激強度が出力され、それが直接
的に筋肉に負荷される可能性があるため、ＰＤコントロ
ーラからの出力が一定以上に入らないように制限するも
のである。なお、上記ＰＤコントローラおよび速度リミ
ッタの機能は、図１における制御装置（マイクロコンピ
ュータ）に持たせている。

【００２２】上記刺激強度に基づき、ＦＥＳ発生装置か
らは、与えられた強度の刺激出力が出力され、それが時
間遅れ要素を介して筋肉に出力される。上記時間遅れ要
素は刺激を発生してから筋肉を動作させるまでに時間遅
れが生じるので、この時間遅れを適切に設定可能にする
ものである。上記筋肉への出力は、前述したように、電
圧の振幅を変えることにより筋肉の収縮力の大きさを変
える振幅変調方式によるのが望ましい。このようにして
筋肉にＦＥＳが与えられ、それによって筋肉に生じる力
により自転車が駆動され、自転車に速度が生じると、そ
の速度が計測手段によって計測されて、目標速度との差
をＰＤコントローラに入力すべく、フィードバックされ
る。

【００２３】なお、本発明のフィードバック制御では、
理想から言えば、刺激を受けた筋肉の動かし具合や膝の
関節の動きから直接フィードバック情報をとるべきでは
あるが、実際問題としてこれは不可能であるため、自転
車のペダル角度と自転車の車輪の回転角度からフィード
バック情報を得ている。そのため、下肢麻痺者らがこの
ＦＥＳによる移動装置を容易に、しかも気軽に利用する
ことができる。

【００２４】一方、図３は、図２のＦＥＳによる自転車
１の駆動の制御系に加えて、その自転車の使用者による
駆動力の不足を補うためのモータ９を使用するモータア
シスト手段を付加した制御系を示している。この制御系
では、発進して坂を昇る場合などで、急にある程度の目
標速度が入力されたときに、モータ９が急に過大な速度
で自転車１をアシスト走行させるのを抑止する一次遅れ
要素を備え、ＦＥＳの特性や自転車とモータの加速特性
を考慮して、その一次遅れ関数におけるパラメータ（時
定数）Ｔを適当に設定することにより、滑らかな発進を
可能としている。

【００２５】また、前記速度リミッタの入力と出力の差
に基づいて、自転車１の使用者Ｈによる駆動力の不足を
補うためのモータ９の駆動力の信号を発生させ、モータ
のコントローラにおいては、計測手段で計測された実際
の速度のフィードバックおよびモータの特性を考慮した
式により、適切なモータ駆動用の出力に変換し、さら
に、モータ駆動力がマイナスになった場合にそれをカッ
トする制限要素を経てモータ９が駆動されるようにして
いる。

【００２６】このようにして筋肉にＦＥＳが与えられ、
またモータ９の駆動による自転車の駆動のアシストによ
り自転車が駆動され、自転車１に速度が生じると、その
速度が計測手段によって計測されて、目標速度との差を
ＰＤコントローラに入力すべく、また前記コントローラ
においてモータ９の駆動力と比較すべく、フィードバッ
クされる。

【００２７】また、上記制御装置においては、電極５を
通して使用者Ｈの左右の下肢に与えるＦＥＳを独立に制
御することにより、左右の駆動輪を独立駆動できるよう
にすれば、半身不自由者や左右機能が異なる人へも適用
することができ、さらに、左右のモータアシスト量を調
整することもできる。

【００２８】なお、上記自転車１には必要なブレーキが
設けられるが、そのブレーキをかけたときにはＦＥＳや
モータアシスト手段が断たれるようにするのが適切であ
る。また、自転車の使用者の筋肉疲労をトルクセンサに
より検出してフィードバックし、モータ９でアシストす
ることも有効である。上記自転車１に搭載する電源とし
ては、基本的には使用者Ｈの筋力を利用することから、
従来から電動工具において使用されているバッテリとそ
の充電器程度のものを利用することができる。

【００２９】以上に説明した移動装置（自転車）におい
ては、ペダル位置（角度）と速度をそれぞれ個別にエン
コーダ等により計測し、その情報を制御ループにフィー
ドバックして、目標速度に到達するためのＦＥＳの刺激
パターンやモータ９の駆動用出力をリアルタイムに決定
し、出力できるようにしているので、操作装置６におけ
る目標速度が変わっても、それに対応した刺激パターン
を直ちに生成し、円滑に移動装置を駆動することができ
る。したがって、下肢麻痺者や下肢弱体者の移動のため
の実用に供することができるばかりでなく、それらの者
のリハビリテーションにも使用することができ、特に屋
内や屋外でのリハビリテーションに有効利用でき、しか
も、車いすとは異なり、両手を開放して移動できる点で
有利なものである。

【００３０】

【実施例】以下に、実験用自転車及び刺激装置の概要、
並びにそれを用いた実験の結果について説明する。この
実験用自転車は、図１に示すような制御システムを備
え、ペダリング動作により駆動力を得るが、トルクが足
りない時にはパワーアシストするためのモータを備えて
いる。また、クランク部には速度およびクランク角度を
計測するためのエンコーダが取り付けられている。さら
に、クランク部にかかるトルクを測定するためのトルク
センサも備えている。ＦＥＳ刺激は、大腿部に表面電極
を貼ることで行い、電圧の振幅を変えることで筋肉の収
縮力を変える振幅変調方式である。走行時における電圧
は約３０Ｖとなる。また、周波数は５０Ｈｚでパルス幅
は３００μｓで固定した。

【００３１】実験では、まず、健常者においてＦＥＳで
自転車を漕げることを確認し、ＦＥＳで発生できる脚の
トルク特性を計測した。健常者は、サイクリング動作を
数多くの筋肉を用いて実現する。しかし、表面電極を用
いる方法では、ある特定の筋肉を正確に選択して刺激を
与えることが困難である。また、実際に下肢麻痺者が日
常的に使うことを考えると、数多くの筋肉に表面電極を
設置するのも困難である。そこで、サイクリング動作に
重要な役割を果たし、かつ強力な筋力を発生する図４の
大腿四頭筋（quadriceps）１１および大腿二頭筋（hams
tring）１２の２つの筋肉を刺激することによって、サ
イクリング動作を実現することとした。これらの筋肉
は、ともに股関節から膝関節への２関節筋であり、刺激
した時の機能は大腿四頭筋１１は主に膝関節の伸展、大
腿二頭筋１２は股関節の伸展と膝関節の屈曲であり、１
つの関節に対する作用の強さは、もう一方の関節の肢位
に影響される。走行時は股関節が伸展位となるため、膝
関節の屈曲力は股関節の伸展力に比べて非常に小さくな
る。

【００３２】次に、大腿四頭筋および大腿二頭筋を刺激
した時にクランクにどれだけの力が加わるかについて考
察する。図５に、クランク、腿および脛により構成され
るリンクモデルを示す。図中、Ｏ_１は股関節、Ο_２はク
ランクの回転軸、ｌ_ｔは腿の長さ、ｌ_ｓは脛の長さを表
す。なお、クランクの角度θは、長さｄの仮想リンクＯ
_１−Ｏ_２の位置を０[deg] とする。いま、大腿四頭筋お
よび大腿二頭筋を刺激したとき、股関節にトルクτ_１、
膝関節にトルクτ_２が発生すると仮定する。これらのト
ルクτ_１，τ_２と足先に働く力Ｆとの関係は、仮想仕事
の原理により次式で与えられる。

【００３３】

【数１】ここで、Ｊは関節変位と手先変位の間のヤコビ行列であ
る。また、クランクの円運動の接線方向に働く力ｆは次
式となる。

【００３４】

【数２】よって、クランクにかかるトルクＴはクランクの長さを
ｌ_Ｃとして以下の式で与えられる。

【００３５】

【数３】

【００３６】一般に、ＦＥＳにより発生するトルクτは
膝および股関節の角度によって変化し、さらに、それは
非線形かつ時変的である。そこで、式（３）の傾向を見
るために、τを一定と仮定してグラフ化すると、図６の
ようになる。ここで、図６の（ａ）は膝関節にトルクτ
_２、図６の（ｂ）は股関節にトルクτ_１が発生したと
きの図である。

【００３７】なお、各パラメータは、 τ_１＝３０［Ｎｍ］ τ_２＝５０［Ｎｍ］ｌ_ｔ＝３６９［ｍｍ］ｌ_ｓ＝４３５［ｍｍ］ｌ_ｃ＝１４９［ｍｍ］のように設定した。この中で、τ_１，τ_２は健常者が
ＦＥＳにより出せるトルクのおおよその目安であり、ｌ
_ｔ、ｌ_ｓは人体寸法データベースによる平均値であ
る。ｌ_ｃはべースとした自転車寸法を適用した。

【００３８】図６（ａ）より、大腿四頭筋はクランク角
１８０[deg]でトルクが０［Ｎｍ］となっている。大腿
二頭筋の図６（ｂ）は１８０[deg]付近でもトルクは発
生する。よって、クランク角全周にわたりトルクが発生
できるように、図７に示すような刺激パターンを作成
し、クランク角に応じて刺激する筋肉を変えてサイクリ
ング運動を実現する。このような刺激パターンで刺激す
ることにより、各クランク角のトルクは図８（理論値）
のようになる。

【００３９】ここで、大腿四頭筋と大腿二頭筋は拮抗筋
であり互いに相反する作用を持つ筋肉である。これらの
筋肉が同時に働いた場合は、関節モーメントは各筋によ
るモーメントの差となる。健常者が随意運動を行う場
合、拮抗筋を同時収縮させることで関節の硬さ（コンプ
ライアンス）をコントロールしている。すなわち、必要
な関節モーメントを発生するとともに関節の硬さを制御
していると考えられる。しかし、現在のＦＥＳでは関節
モーメントを発生するために必要な方向の一方の筋だけ
を刺激するので、コンプライアンスの制御は出来ず、も
し同時収縮させた場合、関節モーメントの観点から無駄
になり筋肉の疲労も激しくなる。そのため、コンプライ
アンスの制御は行えないが、筋肉疲労を起こさないよう
にするため、同じ脚では各フランク角において大腿四頭
筋、大腿二頭筋のいづれか一方だけを刺激し、さらに、
これら筋肉の刺激タイミングの切り替えには５度の余裕
を入れた。

【００４０】図７の刺激パターンで健常者において走行
したときの発進時と等速時でのクランク角とトルクの関
係を図９の（ａ）および（ｂ）に示す。同図（ａ）は発
進時であり、（ｂ）は等速時である。また、このときの
時間と自転車の速度変化の実験値を図１０に示す。図９
および図１０を見ると、時速６［km/h］で等速運動とな
り、それ以上速度は上昇せず、さらにモデルでは全ての
クランク角においてトルクが発生するが、等速運動にな
ると１８０[deg]付近でトルクがほとんど発生しないと
いう結果になった。ここで、図１０において等速運動時
に速度が激しく変動しているのは、クランクにエンコー
ダを取り付けているためであって、実際の自転車の速度
はこのように激しく変動していない。

【００４１】ここで、筋肉の反応速度について考え、筋
肉を刺激してから張力がどのように発生するかの実験を
行った。図１１にその実験結果を示す。図１１によれ
ば、筋肉を電気刺激してから張力が発生するまでに１５
０[ms]の遅れが生じることになる。この１５０[ms]はク
ランク角での遅れにして自転車の速度で以下の式のよう
に表される。

【００４２】

【数４】 θ：遅れクランク角［deg］ａ：クランク軸のギヤのピッチ円の半径［ｍ］ｂ：駆動輪のギヤのピッチ円の半径［ｍ］ｒ：駆動輪の半径［ｍ］ υ：自転車の速度［m/s］

【００４３】式（４）による自転車の速度とクランクの
遅れ角度の関係を図１２に示す。すなわち、遅れ角度は
速度に依存し、速度６［km/h］で走行しているときは、
筋肉を刺激してクランクが４４［deg］進んでから張力
が発生することになる。これは、図１３の刺激パターン
で刺激したことと同様のことになる。この刺激範囲は、
図６においてトルクが負となる範囲であるため、発進時
にクランク角とトルクの関係が図８であったのが、速度
が上昇し時速６［km/h］になると、この関係（理論値）
は図１４のようになる。図１４より、実験においてクラ
ンク角１８０度付近でトルクがほとんど出なくなった理
由として、筋肉の刺激に対する反応遅れが考えられる。

【００４４】そこで、クランク角速度をフィードバック
し、式（５）に示す角度だけ刺激のタイミングを早める
実験を行う。 θ＝０．１５ω （５） θ：早めるクランク角度[deg] ω：クランク角速度[deg/s]

【００４５】健常者において刺激タイミングを制御して
実験を行った時のクランク角とトルクの関係（実験値、
全走行）を図１５に示し、図１６にそのときの時間と自
転車の速度の関係（実験値）を示す。図１５より刺激タ
イミング制御を行うことで、クランク角全周にわたりト
ルクを発生していることがわかる。また、速度も上昇し
ていることが図１６より明らかである。

【００４６】次に、自転車を効率的に設計するためコン
ピュータシミュレーションモデルを構成し、実験結果よ
り得られたトルク特性をもとに、走行する際に重要な役
割を果たすギア比（駆動輪のギヤのピッチ円の半径）／
（クランク軸のギヤのピッチ円の半径）について検討し
たが、ギヤ比０．８のときに速度が最高となり、またギ
ア比１．０のとき加速度が大きいことなどが分かった。
さらに、ギア比１．０で平地および坂道を走行したとき
のシミュレーション結果から、２度以上の坂道はモータ
アシストが必要であるが、町中での走行を考えた場合、
多くは２度以下の勾配であるからギヤ比１．０で患者本
人の力により町中を走行出来ることが分かった。

【００４７】以上に述べた実験例等により、自転車にセ
ンサを取り付け、クランク角度およびクランク角速度な
どをフィードバックし、筋肉を刺激するタイミングを制
御することで、滑らかなサイクリング運動を実現できる
ことが確認された。また、モータアシスト手段を備えた
場合にも、有効なモータアシストが行われることを確認
することができた。

【００４８】

【発明の効果】以上に詳述した本発明のＦＥＳによる移
動装置によれば、下肢麻痺者らの下肢の運動により、移
動装置として利用しながら、リハビリテーション効果を
実現でき、筋系に電気刺激を与えることで、失われた運
動機能を再建するのにも有効利用することができる。ま
た、上記移動装置では、基本となる駆動力としてＦＥＳ
により発生させる使用者本人の下肢筋力を利用し、ある
いは、それを補助するモータによる駆動力を重ね合わせ
るようにしているため、上記使用者の自律移動が確保さ
れるだけでなく、動力の一部を患者本人に負担してもら
うために、電動車いすに比較してバッテリが小型で済む
とか、より長時間の無充電稼働が可能になるなどの効果
も期待することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る移動装置の制御システムの概要を
示すブロック構成図である。

【図２】本発明においてＦＥＳのみを用いて移動装置を
駆動する場合の制御系の構成図である。

【図３】本発明においてＦＥＳによる移動装置の駆動に
加えてモータアシストを行う場合の制御系の構成図であ
る。

【図４】本発明の実施例においてＦＥＳを与える大腿四
頭筋および大腿二頭筋の説明図である。

【図５】本発明の実施例のサイクリング動作を実現する
ためのクランク、腿および脛より構成されるリンクモデ
ルの構成図である。

【図６】（ａ）は膝関節にトルクτ_２、（ｂ）は股関
節にトルクτ_１が発生したときのクランク角とクラン
クトルクの関係を示すグラフである。

【図７】クランク角全周にわたる刺激パターンの説明図
である。

【図８】図７の刺激パターンで刺激したときの各クラン
ク角におけるトルク（理論値）について説明するための
グラフである。

【図９】（ａ）および（ｂ）は、図７の刺激パターンで
健常者が走行したときの発進時と等速時でのクランク角
とトルクの関係を示すグラフである。

【図１０】図７の刺激パターンで健常者が走行したとき
の時間と自転車の速度変化についての実験値を示すグラ
フである。

【図１１】ここで、筋肉の反応速度について考え、筋肉
を刺激してから張力がどのように発生するかの実験を行
った。図１１にその実験結果を示す。

【図１２】式（４）による自転車の速度とクランクの遅
れ角度の関係を図示したグラフである。

【図１３】図７の刺激パターンに対して筋肉を刺激して
から張力が発生するまでの遅れを考慮した刺激パターン
の説明図である。

【図１４】図８のクランク角とトルクの関係について、
速度が時速６［km/h］になったときの状態を示すグラフ
である。

【図１５】刺激タイミングを制御してクランク角とトル
クの関係を調べた結果（実験値）を示すグラフである。

【図１６】同じく時間と自転車の速度の関係（実験値）
を示すグラフである。

【符号の説明】

１自転車（移動装置）２ペダル５電極６操作装置７エンコーダ９モータ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者半田康延宮城県仙台市青葉区川内元支倉35川内住宅２−506 (72)発明者藤居徹宮城県仙台市青葉区中山２−24−35 Ｆターム(参考） 4C038 VA04 VB14 VC20 4C053 JJ06 JJ15 JJ24

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】機能的電気刺激を用いて下肢麻痺者・下肢
弱体者らの下肢により駆動させるための移動装置であっ
て、上記移動装置には、その使用者が下肢の筋肉で駆動する
駆動手段と、電極を通して使用者の下肢の筋肉に上記機
能的電気刺激を与える刺激発生装置と、使用者が操作し
て、少なくとも上記電気刺激により与えられる駆動速度
を入力できる操作装置と、上記移動装置における使用者
の下肢の駆動位置および移動装置の速度を計測する計測
手段と、上記計測手段によって得た情報を制御ループに
フィードバックし、使用者の下肢に与える上記電気刺激
を目標速度に到達させるために必要な刺激パターンとす
る制御装置とを具備させた、ことを特徴とする下肢麻痺
者らのための機能的電気刺激による移動装置。
【請求項２】使用者が下肢で駆動する駆動手段を、クラ
ンクを回転駆動するペダルによって構成し、制御装置に
おいて、計測手段により計測した上記クランクのクラン
ク角に応じて電気刺激する筋肉を変えて、効率的なサイ
クリング運動を実現する、ことを特徴とする請求項１に
記載の下肢麻痺者らのための機能的電気刺激による移動
装置。
【請求項３】移動装置に、使用者による駆動力の不足を
補うためのモータを含むモータアシスト手段を備え、上
記駆動力の不足に応じた上記モータの駆動制御を行う機
能を制御装置に付加した、ことを特徴とする請求項１ま
たは２に記載の下肢麻痺者らのための機能的電気刺激に
よる移動装置。
【請求項４】制御装置に、過大な刺激出力が筋肉に負荷
されるのを制限する速度リミッタの入力と出力との差に
基づいて、モータアシスト手段におけるモータの駆動力
の信号を発生させる機能を持たせた、ことを特徴とする
請求項３に記載の下肢麻痺者らのための機能的電気刺激
による移動装置。
【請求項５】制御装置を、電極を通して使用者の左右の
下肢に与える電気刺激を独立に制御するものとした、こ
とを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の下
肢麻痺者らのための機能的電気刺激による移動装置。