JP2014161587A - 訓練システム - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は電気刺激を被訓練者に付与して筋肉の硬直による麻痺を緩和する際の生体信号を正確に検出することを課題とする。
【解決手段】訓練システム１０は、被訓練者Ａに装着される装着式動作補助装置Ｂと、痙性緩和装置Ｃと、不要信号除去部Ｄとを有する。ＦＥＳ装置Ｃ８は、動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行う際に、被訓練者Ａの麻痺箇所に電気刺激を与えることで被訓練者Ａの筋肉Ａ５の硬直を緩和する装置である。不要信号除去部Ｄは、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を被訓練者Ａの麻痺箇所に与える際、電気刺激に伴う不要信号ｂを抽出する不要信号抽出部Ｄ１と、生体信号検出センサＢ１により検出された検出信号ａから電気刺激に伴う不要信号ｂを除去する減算器Ｄ２とを有する。減算器Ｄ２は、検出信号ａから電気刺激による不要信号ｂを除去することで正確な生体信号ｃを生成し、当該生体信号ｃを動作補助装置Ｂに入力する。
【選択図】図１

Description

本発明は、訓練システムに関する。

運動系の機能疾患の主たる原因は、脳卒中などの脳血管障害であり、その症状に応じて様々な運動機能障害があらわれる。近年、脳・神経系の疾患に関しては、関節や筋肉に対するリハビリテーションというよりもニューロリハビリテーションという観点からの治療が重要であることが認識されつつある。

例えば、脳卒中などにより手あるいは脚が麻痺している被訓練者のニューロリハビリテーションを行う訓練システムとしては、装着式動作補助装置を用いて被訓練者の運動機能回復のための訓練を行うことが検討されている（例えば、特許文献１参照）。

この装着式動作補助装置は、当該被訓練者が筋肉を動かす際に発生する生体信号（電位信号）を検出し、この検出された生体信号に基づいてモータの駆動トルクを制御して当該被訓練者の腕あるいは脚に伝達するように構成されている。そのため、腕あるいは脚が麻痺している被訓練者の場合でも、当該被訓練者から生体信号が検出できれば、本人の意思に基づいて装着式動作補助装置を動作させて麻痺した腕や脚のニューロリハビリテーションを効果的に行うことが可能になる。

また、被訓練者の麻痺による症状は、個人差があり、且つその日の気温や湿度などの環境の変化、被訓練者自身の体調の変化などによっても変動する。そのため、被訓練者のニューロリハビリテーションを行う場合、当該被訓練者を診察した医師又は理学療法士による指示に従って訓練を行うことになる。

また、被訓練者のリハビリテーションを支援する装置としては、上記装着式動作補助装置以外にもあり、例えば、機能的電気刺激（以下「電気刺激」と言う）を当該被訓練者の筋肉に与えながら被訓練者の動作を支援する装置も開発されている（例えば、特許文献２参照）。

特開２００８−２６４５０９号公報 特表２００４−５０４９２１号公報

近年、上記のような被訓練者から検出された生体信号に基づいてモータの駆動トルクを制御して当該被訓練者のニューロリハビリテーションを行う場合、当該被訓練者の麻痺している箇所の筋肉に電気刺激を与えながら被訓練者が運動することでリハビリテーションによる回復が早まることが期待されている。ところが、当該被訓練者に電気刺激を与えると、生体信号検出センサによって検出される検出信号は、電気刺激に伴う信号（不要信号）が本人の意思で筋肉を動かす際に発生する生体信号（筋電位信号）に重畳された信号となる。そのため、当該被訓練者に機能的電気刺激を与えながらニューロリハビリテーションを行う支援装置では、生体信号に電気刺激に伴う信号（不要信号）が重畳された誤った検出信号に基づいてモータを制御することになり、被訓練者に対して適切な支援を行うことが難しくなるという問題が生じるため、効果が期待されながらも組み合わせて使用することが困難であった。

そこで、本発明は上記事情に鑑み、上記課題を解決した訓練システムの提供を目的とする。

上記課題を解決するため、本発明は以下のような手段を有する。

本発明は、被訓練者の動作を補助する駆動手段と、
前記被訓練者の動きに応じた生体信号を検出する生体信号検出センサと、
前記生体信号検出センサから出力された生体信号に基づいて前記駆動手段を制御する制御部と、
を備えた訓練システムであって、
前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与する電気刺激手段と、
前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与しながら前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記電気刺激による信号を不要信号として除去する不要信号除去手段と、を備え、
前記制御部は、前記不要信号除去手段により生成された信号を生体信号として入力され、当該生体信号に基づいて前記駆動部を制御することを特徴とする。

本発明によれば、被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与しながら生体信号検出センサから出力された検出信号から電気刺激による不要信号を除去するため、被訓練者の麻痺箇所を電気刺激により麻痺を緩和しながら本来の生体信号に応じて制御される駆動手段の駆動力を当該被訓練者に伝達してニューロリハビリテーションを効率良く行うことが可能になる。

本発明による訓練システムの一実施形態のシステム構成を示す図である。 痙性緩和装置の一実施形態を示すブロック図である。 本発明による訓練システム及び不要信号除去手段を模式的に示す図である。 電気刺激信号と生体信号とが合成された検出信号、電気刺激信号、生体信号の各波形を模式的に示す図である。 不要信号除去手段の変形例１を模式的に示す図である。 不要信号除去手段の変形例２を模式的に示す図である。 装着式動作補助装置の制御系のシステム構成を示すブロック図である。 装着式動作補助装置の一例を示す斜視図である。 装着式動作補助装置が被訓練者の左脚に装着された場合のリハビリテーション動作を示す側面図である。 装着式動作補助装置が被訓練者の左脚に装着された場合のリハビリテーション動作を示す背面図である。 痙性緩和制御処理のフローチャートである。 装着式動作補助装置のスタンバイモードのフローチャートである。 装着式動作補助装置のリハビリモードのフローチャートである。 装着式動作補助装置の変形例１の装着状態を示す斜視図である。 装着式動作補助装置の変形例２の装着状態を示す斜視図である。 装着式動作補助装置の変形例３を示す斜視図である。

以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について説明する。

〔訓練システムの構成〕
図１は本発明による訓練システムの一実施形態のシステム構成を示すブロック図である。
図１に示されるように、訓練システム１０は、被訓練者Ａに装着される装着式動作補助装置Ｂ（以下「動作補助装置」と言う）と、痙性緩和装置Ｃと、不要信号除去部（不要信号除去手段）Ｄとを有する。被訓練者Ａは、例えば脳卒中慢性期の症状と診断されており、脳（上位中枢）からの運動指令が末梢神経を経由して筋肉に正常に送られてこない場合が想定される。そのため、被訓練者Ａは、左右の脚を前後方向に動かして歩行しようと思っても脚が動かないため、歩行動作が行えなかったり、あるいは腕を動かそうとしても腕が動かない状況にある。

図１において、被訓練者Ａの体の一部での脳から筋肉へ送られる信号の伝送経路が模式的に示してあり、脳Ａ１からの指令信号は、脊髄Ａ２、神経Ａ３、筋紡錘Ａ４、筋肉Ａ５に伝達されると、筋肉Ａ５の力で関節Ａ６が回動動作する。その際、神経Ａ３から筋紡錘Ａ４においては、生体信号としての神経系生体信号が生体信号検出センサＢ１により検出される。また、筋肉Ａ５においては、生体信号としての筋電位信号が生体信号検出センサＢ１により検出される。尚、関節Ａ６は、膝関節、股関節、肩関節、肘関節、手首関節などの四肢の各関節に相当する。

また、被訓練者Ａが脳卒中により腕又は脚が麻痺している場合、信号が正確に、もしくは十分に伝わらない状態になっている。そのため、生体信号検出センサＢ１は、筋電位信号を検出できず、神経系生体信号の微弱な信号を検出することになる。

また、動作補助装置Ｂは、概略、被訓練者Ａの生体信号（電位信号）を検出する生体信号検出センサＢ１と、角度センサＢ２と、データ格納部Ｂ３と、制御装置Ｂ４と、電力増幅部Ｂ５と、駆動部Ｂ６と、無線通信機Ｂ７とを有する。生体信号検出センサＢ１は、被訓練者Ａの筋肉の動作に伴って発生する生体信号（筋電位信号）を検出しようとすると、被訓練者Ａの麻痺箇所（麻痺した筋肉）の近くに貼り付けられるため、後述するように電気刺激を麻痺箇所に付与する際の不要信号も同時に検出することになる。

角度センサＢ２により検出された関節Ａ６の回動角度の検出値は、データ格納部Ｂ３に格納されて制御装置Ｂ４に入力される。制御装置Ｂ４は、後述するように演算処理を行って生体信号に応じたモータトルクが得られるように制御信号を生成し、電力増幅部Ｂ５で増幅された電気信号を駆動部Ｂ６のモータに印加する。駆動部Ｂ６は、駆動力を被訓練者Ａの関節Ａ６に伝達し、被訓練者Ａの関節Ａ６を回動させる。このように動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａから検出された生体信号、すなわち被訓練者Ａの意思に基づいてリハビリテーション（運動機能回復訓練）を行うことができる。

痙性緩和装置Ｃは、電気刺激手段としてのＦＥＳ装置（ＦＥＳ：Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）Ｃ８と、制御部Ｃ２と、無線通信機Ｃ３とを有する。被訓練者Ａで痙性（痙縮）が発生した場合、被訓練者Ａは痙性のため関節Ａ６を意思通りに動かすことができなくなる。ＦＥＳ装置Ｃ８は、制御部Ｃ２の指令により動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行う際に、電気刺激を与えることで被訓練者Ａの筋肉Ａ５の硬直を緩和する装置である。尚、本実施形態では、電気刺激手段として上記ＦＥＳ装置Ｃ８について説明する。しかし、電気刺激手段としては、上記ＦＥＳ装置Ｃ８以外に痙性の軽減や筋萎縮を改善して関節の可動域を拡大するための治療的電気刺激（Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ：ＴＥＳ）を行うＴＥＳ装置を用いても良い。

また、制御部Ｃ２は、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を行なうと共に、無線通信機Ｃ３より動作補助装置Ｂに対してニューロリハビリテーション許可信号を送信する。そして、動作補助装置Ｂは、痙性緩和装置Ｃから送信されるニューロリハビリテーション許可信号を受信した場合にニューロリハビリテーションを開始する。尚、ＦＥＳ装置Ｃ８は、制御部Ｃ２及び無線通信機Ｃ３とは切り離して単独で使用することも可能である。

不要信号除去部Ｄは、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を被訓練者Ａの麻痺箇所に与える際、電気刺激に伴う不要信号ｂを抽出する不要信号抽出部Ｄ１と、生体信号検出センサＢ１により検出された検出信号ａ（電気刺激による不要信号が重畳された信号）から電気刺激に伴う不要信号ｂを除去する減算器Ｄ２（減算手段）とを有しており、不要信号除去手段を構成している。

ここで、ニューロリハビリテーションについて説明する。従来、身体を中心としたリハビリテーションの手法にロボット技術を加えたものとして、ハーネスに体を固定し、脚に駆動部分を拘束することで歩行運動を機械的に行わせる繰り返し動作補助装置がある。この種の動作補助装置は、被訓練者の脚を動かすという作業を、理学療法士に代わって行うに過ぎない。このような単純なロボット技術のみでは、繰り返し動作によって身体を動かすリハビリテーション支援を行うことができるが、ニューロリハビリテーションのような脳・神経系から末梢神経に至る神経機能回復にまで及ぶニューロリハビリテーション支援を行うには限界がある。このようなリハビリテーションの限界を超えるには、人・機械・情報系の融合複合分野であるサイバニクスを駆使することが有効である。サイバニクスとは、Ｃｙｂｅｒｎｅｔｉｃｓ，Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ，Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｃｓを中心に脳・神経科学、心理学、社会科学、倫理、法律などを融合複合した新学術領域である。

サイバニクスの観点からニューロリハビリテーションを考えると、生体内の生科学反応によって生じる微弱な生体信号（筋電位、神経活動電位、心電位、脳波など）、筋骨格系の物理的な運動や床面との相互作用、筋紡錘におけるγニューロンからの信号の働き、被訓練者Ａと動作補助装置Ｂとの相互作用、動作補助装置Ｂに求められる各種機能など、総合的な視点で脳・神経系から身体（筋骨格系）に至る機能改善、機能維持、悪化抑制が期待される。

ニューロリハビリテーションを積極的に推進するためには、動作補助装置Ｂのように脳・神経系由来の神経筋活動情報としての生体電位信号（ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｉｇｎａｌ：ＢＥＳ）を活用したＨＡＬ（Ｈｙｂｒｉｄ Ａｓｓｉｓｔｉｖｅ Ｌｉｍｂｓ）の技術が必要であり、脳・神経系と被訓練者Ａの身体とを一体として捉えるニューロリハビリテーションを開拓するサイバニクスを駆使した動作補助装置Ｂの開発が重要である。

また、被訓練者Ａの症状としては、脳卒中等による脳損傷に伴う中枢神経系疾病（片麻痺など）に限らず、例えば脊髄損傷による対麻痺、脳性麻痺による身体運動系の障害、上位中枢から末梢までの上位／下位ニューロンの進行性の広範な運動系障害（ＡＬＳなど）、ポリオウイルスの感染による運動神経障害（ポリオ）、末梢神経系の障害（主に運動神経系・下肢筋萎縮、軽度の感覚障害）による神経難病（シャルコー・マリー・トゥース病など）、進行性の筋萎縮による筋力低下を伴う筋疾患（筋ジストフィーなど）などに対しても、ニューロリハビリテーションによる脳・神経系と筋骨格系のトータルな機能改善が可能となる。

また、強い痙性（痙縮）を伴う慢性期の脳卒中患者に対して麻痺対象筋群への電気刺激による痙性緩和療法と共に動作補助装置Ｂによるリハビリテーションを行うことで、過剰な筋緊張を緩和するだけでなく、筋紡錘におけるγニューロンの働きやαニューロン−γニューロン関連の機序を含むニューロンの多シナプス性の働き等を考慮したニューロリハビリテーションが可能になる。本発明による訓練システムでは、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を被訓練者Ａの麻痺箇所に与えると共に、不要信号除去部Ｄにおいて電気刺激による不要信号ｂが重畳された検出信号ａから不要信号ｂを除去することで正確な生体信号ｃを生成する。これにより、動作補助装置Ｂは、当該生体信号ｃに基づいて制御され、当該被訓練者Ａの意思に応じた適正な駆動力を被訓練者Ａに伝達してニューロリハビリテーションを効果的に行える。

〔痙性緩和装置Ｃの構成〕
ここで、痙性緩和装置Ｃの一実施形態の構成について詳細に説明する。

図２は痙性緩和装置Ｃの一実施形態を示すブロック図である。図２に示されるように、図１１は痙性緩和装置の変形例を示すブロック図である。図１１に示されるように、変形例の痙性緩和装置Ｃは、被訓練者Ａの麻痺対象部位の末梢神経に機能的電気刺激（ＦＥＳ）を付与するための物理療法手段であり、前述した制御部Ｃ２、無線通信機Ｃ３、ＦＥＳ装置Ｃ８の他に、入力操作部Ｃ４と、タイマＣ６と、認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７とを有する。

認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７は、入力操作部Ｃ４の操作により入力された医師又は理学療法士の認証データ（ＩＤ・パスワード）、及び医師又は理学療法士の診断に基づいて入力されたＦＥＳ条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を設定する。

また、ＦＥＳ装置Ｃ８は、刺激周波数調整部Ｃ８−１と、パルス幅調整部Ｃ８−２と、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３と、電圧調整部Ｃ８−４と、機能的電気刺激信号生成部Ｃ８−５と、電極Ｃ８−６とを有する。刺激周波数調整部Ｃ８−１は、機能的電気刺激の刺激周波数を認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７により設定された周波数に調整する。パルス幅調整部Ｃ８−２は、機能的電気刺激のパルス幅を認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７により設定されたパルス幅に調整する。パルス波形・変調調整部Ｃ８−３は、機能的電気刺激のパルス波形を認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７により設定されたパルス波形に調整する。電圧調整部Ｃ８−４は、機能的電気刺激の電圧を認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７により設定された任意の電圧に調整する。

機能的電気刺激信号生成部Ｃ８−５は、刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４により刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧を調整された電気信号を電極Ｃ８−６に出力する。電極Ｃ８−６は、被訓練者Ａの麻痺対象部位の皮膚に貼り付けられており、痙性（痙縮）が発生しているものと思われる筋肉に機能的電気刺激を印加する。これにより、被訓練者Ａの筋肉の硬直に伴う麻痺による痙性を緩和すると共に、痙性（痙縮）の発症に伴う痙攣の症状も緩和されるため、生体信号検出センサ１１０、１１２による生体信号の検出精度が向上する。

〔不要信号除去部Ｄの構成、作用について〕
図３は本発明による訓練システム及び不要信号除去手段を模式的に示す図である。図４は電気刺激信号と生体信号とが合成された検出信号、電気刺激信号、生体信号の各波形を模式的に示す図である。ここでは、被訓練者Ａの脚に動作補助装置Ｂを装着して膝関節のリハビリテーションを行う場合について説明する。尚、図３においては、説明の便宜上、動作補助装置Ｂの構成を簡略化して示している。

図３に示されるように、例えば被訓練者Ａの麻痺箇所となる大腿部の皮膚表面には、一対の生体信号検出センサＢ１とＦＥＳ装置Ｃ８の一対の電極Ｃ８−６とが貼り付けられている。尚、生体信号検出センサＢ１及び電極Ｃ８−６が一対ずつ設けられているのは、大腿部の伸筋と屈筋のそれぞれに電気刺激を与えると共に、伸筋と屈筋のそれぞれから生体信号を検出するためである。

また、被訓練者Ａの腰付近など脚の伸筋／屈筋がない部分の皮膚表面には、基準電位ｅを検出する基準電極Ｂ８が貼り付けられている。生体信号検出センサＢ１により検出された検出信号には、被訓練者Ａが帯電している電位も含まれているので、制御装置Ｂ４においては基準電極Ｂ８から得られた基準電位に対する電位を生体信号として用いる。

不要信号除去部Ｄは、不要信号抽出部Ｄ１と、減算器Ｄ２とを有する。また、不要信号抽出部Ｄ１は、信号線の先端に、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激による不要信号ｂを検出するための電極Ｄ３を有する。電極Ｄ３は、ＦＥＳ装置Ｃ８の電極Ｃ８−６の近傍の皮膚表面に貼り付けられるため、ＦＥＳ装置Ｃ８の電極Ｃ８−６から被訓練者Ａの麻痺箇所（硬直した筋肉）に与えられる電気刺激の信号（電位）を皮膚を介して抽出することが可能である。

ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を被訓練者Ａの麻痺箇所に与えると、生体信号検出センサＢ１は電気刺激による不要信号ｂが重畳された検出信号ａ（図４（Ａ）の波形Ｇ１参照）を検出することになり、被訓練者Ａが筋肉を動作させる際に得られる本来の生体信号を正確に検出することができない。

しかしながら、本実施形態においては、電極Ｄ３により検出された電気刺激による不要信号ｂ（図４（Ｂ）の波形Ｇ２参照）は、減算器Ｄ２のマイナス側端子に入力される。そのため、減算器Ｄ２では、生体信号検出センサＢ１の検出信号ａから不要信号ｂが減算（キャンセル）された生体信号ｃ（図４（Ｃ）の波形Ｇ３参照）を生成する。減算器Ｄ２において、不要信号ｂを除去された生体信号ｃは、動作補助装置Ｂの制御装置Ｂ４に入力される。

制御装置Ｂ４では、不要信号除去部Ｄで電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃに基づいて動作補助装置Ｂを制御する制御信号ｄを演算して出力するため、動作補助装置Ｂは当該被訓練者Ａの意思に応じた適正な駆動力を被訓練者Ａの脚に伝達して膝関節及び大腿部のニューロリハビリテーションを行うことができる。

〔不要信号除去部Ｄの変形例１〕
図５は不要信号除去手段の変形例１を模式的に示す図である。図５において、前述した図３と同一部分は、同一符号を付して説明を省略する。

図５に示されるように、ＦＥＳ装置Ｃ８の電極Ｃ８−６の近傍に電極Ｄ３を貼り付けることが難しい場合には、ＦＥＳ装置Ｃ８の出力端子から電気刺激の信号ｂを直接、不要信号除去部Ｄの減算器Ｄ２に入力させる。この場合、ＦＥＳ装置Ｃ８の出力端子と減算器Ｄ２のマイナス側端子を信号線Ｌ１によって接続するため、当該信号線Ｌ１が不要信号抽出部Ｄ１になる。

従って、変形例１の場合も前述した図３の場合と同様に、制御装置Ｂ４においては、不要信号除去部Ｄで電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃに基づいて動作補助装置Ｂを制御する制御信号ｄを演算して出力するため、動作補助装置Ｂは当該被訓練者Ａの意思に応じた適正な駆動力を被訓練者Ａの脚に伝達して膝関節及び大腿部のニューロリハビリテーションを行うことができる。

〔不要信号除去部Ｄの変形例２〕
図６は不要信号除去手段の変形例２を模式的に示す図である。図６において、前述した図３と同一部分は、同一符号を付して説明を省略する。

図６に示されるように、ＦＥＳ装置Ｃ８に余分な出力端子が無くて、電極Ｃ８−６の近傍に電極Ｄ３を貼り付けることも難しい場合には、ＦＥＳ装置Ｃ８と電極Ｃ８−６とを接続する信号線Ｌ２から分岐された信号線Ｌ３を介して電気刺激の信号ｂを不要信号除去部Ｄの減算器Ｄ２に入力させる。この場合、信号線Ｌ２から分岐された信号線Ｌ３が減算器Ｄ２のマイナス側端子に接続されるため、当該信号線Ｌ３が不要信号抽出部Ｄ１になる。

従って、変形例２の場合も前述した図３の場合と同様に、制御装置Ｂ４においては、不要信号除去部Ｄで電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃに基づいて動作補助装置Ｂを制御する制御信号ｄを演算して出力するため、動作補助装置Ｂは当該被訓練者Ａの意思に応じた適正な駆動力を被訓練者Ａの脚に伝達して膝関節及び大腿部のニューロリハビリテーションを行うことができる。

〔動作補助装置Ｂの制御系〕
ここで、動作補助装置Ｂについて詳細に説明する。

図７は装着式動作補助装置Ｂの制御系のシステム構成を示すブロック図である。尚、図７において、ＦＥＳ装置Ｃ８及び不要信号除去部Ｄの説明は、前述した通りなので、ここでは省略する。

図７に示されるように、動作補助装置Ｂの制御系システムは、被訓練者Ａに対してアシスト力を付与する駆動部Ｂ６と、被訓練者Ａの動作に応じた関節角度（物理現象）を検出する物理現象検出部１４２と、被訓練者Ａの生体電位等を含む生体信号を検出する生体信号検出部１４４とを備えている。尚、上記駆動部Ｂ６は、被訓練者Ａに装着される動作補助装着具に設けられた駆動ユニット２０のモータ３０からなり、複数の駆動ユニット２０が装着された場合には、複数のモータ３０が含まれる。物理現象検出部１４２は、上記関節回動角度を検出する角度センサＢ２、および足底又は靴底の床反力センサ２６０（図１４（Ａ）（Ｂ）参照）からなる。生体信号検出部１４４は、生体信号検出センサＢ１及び後述する生体信号検出センサ１１０，１１２からなる。

データ格納部Ｂ３には、基準パラメータデータベース１４８と、指令信号データベース１５０とが格納されている。また、生体信号検出部１４４により検出された生体信号は、基準パラメータデータベース１４８に格納され、さらに無線通信機Ｂ７より痙性緩和装置Ｃへ送信される。

随意的制御部（随意的制御手段）１５４は、生体信号検出部１４４の検出信号に応じた指令信号（随意的制御信号）を電力増幅部Ｂ５に供給する。随意的制御部１５４は、生体信号検出部１４４に所定の指令関数ｆ（ｔ）またはゲインＰを適用して指令信号を生成する。このゲインＰは予め設定された値又は関数でも良く、ゲイン変更部１５６を介して調整される。

また、生体信号検出部１４４からの生体信号の入力が得られない場合、物理現象検出部１４２の角度センサにより検出された膝関節の角度データに基づいてモータ３０の駆動トルク（トルクの大きさ及び回動角度）を制御する方法を選択することも可能である。

物理現象検出部１４２の角度センサによって検出された関節角度（θｋｎｅｅ，θｈｉｐ）および床反力センサ２６０によって検出された荷重のデータは、基準パラメータデータベース１４８に入力される。フェーズ特定部１５２では、物理現象検出部１４２の角度センサにより検出された関節角度ならびに床反力センサ２６０により検出された荷重を基準パラメータデータベース１４８に格納された基準パラメータの関節角度と荷重と比較することにより、被訓練者Ａの動作のフェーズを特定する。

そして、自律的制御部１６０では、フェーズ特定部１５２により特定されたフェーズの制御データを得ると、このフェーズの制御データに応じた指令信号を生成し、この動力を駆動部Ｂ６に発生させるための指令信号を電力増幅部Ｂ５に供給する。また、自律的制御部１６０は、前述したゲイン変更部１５６により調整されたゲインが入力されており、このゲインに応じた指令信号を生成し、電力増幅部Ｂ５に出力する。電力増幅部Ｂ５は、駆動部Ｂ６のモータ３０を駆動する電流（駆動信号）を制御してモータ３０のトルクの大きさ及び回動角度を制御して当該被訓練者Ａにモータ３０によるアシスト力を付与する。尚、モータ３０は、前述した角度センサＢ２が内蔵されており、角度センサＢ２により関節の動作角度θを検出可能な構成になっている。

このように、動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの左脚に貼り付けられた生体信号検出センサ１１０，１１２（図９参照）によって検出された検出信号に基づいて、モータ３０を制御する制御信号が電力増幅部Ｂ５によって増幅されて駆動部Ｂ６を構成する駆動ユニット２０のモータ３０に供給され、被訓練者Ａにモータ３０のトルクがアシスト力として伝達される。

また、動作補助装置Ｂでは、生体信号検出部１４４の検出信号に応じた制御信号を生成する随意的制御系と、物理現象検出部（物理量センサ）１４２の角度センサによって検出された関節角度及び床反力センサ２６０により検出された荷重の移動（重心位置）に基づくフェーズの制御データに応じた制御信号を生成する自律的制御系とが併用されたサイバニックハイブリット制御（ｃｙｂｅｒｎｉｃ ｈｙｂｒｉｄ ｃｏｎｔｒｏｌ）が行われる。すなわち、被訓練者Ａが身体を動かそうとした場合、その運動意思は、微弱なイオン電流として、図１に示す脳Ａ１から脊髄Ａ２、神経Ａ３、筋紡錘Ａ４、筋肉Ａ５へ伝達されて関節Ａ６を有する筋骨格系が動くことになる。その際、微弱な生体信号が被訓練者Ａの皮膚表面から検出されると、随意的制御部１５４がモータ３０を制御して被訓練者Ａの意思に応じて関節Ａ６を動作させる。そして、動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの腕、脚などに密着した状態で締結されているため、モータ３０の駆動力は、関節Ａ６を回動させる補助力として被訓練者Ａに伝達される。

そのため、被訓練者Ａの身体が動作補助装置Ｂのアシスト力によって動くことにより筋紡錘Ａ４からＩａ求心性ニューロンの信号が神経Ａ３、脊髄Ａ２を経て脳Ａ１に戻る。これにより、被訓練者Ａと、脳Ａ１と、動作補助装置Ｂとの間では、「脳Ａ１→脊髄Ａ２→神経Ａ３→筋紡錘Ａ４→筋肉Ａ５→関節Ａ６→動作補助装置Ｂ」という信号伝達系と、「動作補助装置Ｂ→関節Ａ６→筋肉Ａ５→筋紡錘Ａ４→神経Ａ３→脊髄Ａ２→脳Ａ１」という信号伝達系というバイオフィードバックが形成される。これが双方向のサイバニック随意制御であり、ニューロリハビリテーションによる神経系の運動機能回復訓練の効果をより高めることが可能になる。

このように、動作補助装置Ｂは、運動に関する意思決定後の脳から末梢への生体信号をセンシングしてモータ制御に活用する構成であるが、脳活動に対応した生体信号を末梢である筋肉活動から捉えようとしたものである。そして、末梢でセンシングされた脳・神経系にリアルタイムにフィードバックさせることが可能になる。よって、被訓練者Ａに動作補助装置Ｂを装着した状態でリハビリテーションを行うことで双方向の信号伝達系における運動機能回復を促進することができる。

また、重度の運動機能障害を呈する場合、生体信号が検出できないような状態では、随意制御が機能しないため、人間の基本運動パターンや動作メカニズムの解析結果を元にフェーズ毎の制御プログラムによってモータ３０を制御するサイバニック自律制御が機能するように制御モードが切り替わる。このような随意制御系と自律制御系とが共存するサイバニックハイブリット制御方式では、例えば急性期などにみられる完全に身体が麻痺した状態から回復期に至る過程、あるいは神経・筋難病疾患における進行過程でも、身体の運動機能の状態に応じて生体信号の振幅や信号特性なども変化するため、これらの症状に対してもリハビリテーションを有効に行える。

〔動作補助装置Ｂの構成〕
図８は装着式動作補助装置Ｂの一実施形態を示す斜視図である。尚、図８においては、被訓練者Ａが膝関節の動作訓練する場合の動作補助装置Ｂを例示する。また、被訓練者Ａの左脚に装着される動作補助装置Ｂの構成を図示しているが、被訓練者Ａの右脚にも同様な駆動ユニット２０（図８中、一点鎖線で示す）を有する動作補助装着具が装着されており、右脚の動作補助装置Ｂの図示は省略する。

図８に示されるように、動作補助装置Ｂは、例えば被訓練者Ａの腰に装着された腰ベルト６０の支持部６２に連結されることで左脚の膝関節に駆動ユニット２０が装着される場合について説明する。また、腰ベルト６０の後側には、駆動ユニット２０を制御する制御装置Ｂ４及びバッテリ１０２が装着されている。

駆動ユニット２０は、モータ３０と、第１の伝達部材４０と、第２の伝達部材５０とを有する。モータ３０は、被訓練者Ａの左膝関節の側方に配置される。第１の伝達部材４０は、被訓練者Ａの左大腿部に締結部材８０、８２を介して締結され、第２の伝達部材５０は被訓練者Ａの左脛に締結部材９０、９２を介して締結される。尚、締結部材８０、８２及び９０、９２は、夫々布製のベルト等からなり、各伝達部材４０、５０が挿通される挿通部８１、８３及び９１、９３を有する。

尚、駆動ユニット２０は、腕及び脚の各関節のうち任意の関節の動作を補助するように選択的の装着することが可能である。また、駆動ユニット２０は、同一の被訓練者Ａの複数の関節を補助するように組み合わせることも可能であり、腕及び脚の各関節のうち被訓練者Ａが希望する任意の関節を適宜補助するように装着することができる。

動作補助装置Ｂは、被訓練者Ａの左膝関節のみでも装着することが可能であるので、例えば、左膝関節の治療または手術を受けた後の運動機能回復訓練（リハビリテーション）を行うことができる。また、被訓練者Ａがベッドで寝た状態、あるいは被訓練者Ａが椅子に座った状態でも動作補助装置Ｂを用いた運動機能回復訓練を行うことができるので、被訓練者Ａに無理な負担を掛けずに運動機能回復訓練を適宜行うことが可能である。

〔動作補助装置Ｂを用いた運動機能回復訓練〕
図９は装着式動作補助装置が装着者の左脚に装着された場合の動作状態を示す側面図である。図１０は装着式動作補助装置が装着者の左脚に装着された場合の動作状態を示す背面図である。

図９及び図１０に示されるように、被訓練者Ａの左膝関節の運動機能回復訓練を行う場合、動作補助装置Ｂを左脚の膝関節に装着する。また、モータ３０の第１の結合部３６に結合された第１の伝達部材４０は、締結部材８０、８２によりカフ７２、７４を密着させた状態で被訓練者Ａの左脚大腿部に締結され、被訓練者Ａの左脚大腿部と一体化される。さらに、第１の伝達部材４０は、ベルト８４、８６（図８参照）により締結部材８０、８２と共に強固に保持される。

また、動作補助装置Ｂの装着状態において、前述した痙性緩和装置ＣのＦＥＳ装置Ｃ８により電気刺激が麻痺箇所である大腿部の伸筋及び屈筋に印加されることにより硬直された状態の被訓練者Ａの大腿部の筋肉は緩和されて動作可能であるため、被訓練者Ａが椅子に座った姿勢で膝から下を前方又は後方に曲げようとすると、被訓練者Ａの脳Ａ１から神経Ａ３に伝達される神経伝達系生体信号及び筋電位による生体信号を含む検出信号が生体信号検出センサ１１０、１１２（Ｂ１）により検出される。

生体信号検出センサ１１０、１１２（Ｂ１）により検出された検出信号には、ＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激による不要信号が重畳されているため、前述したように不要信号除去部Ｄで電気刺激による不要信号が除去された生体信号に基づいて制御信号が生成される。そして、電気刺激に伴う不要信号を含まない生体信号に基づいて制御されたモータ３０のトルク（駆動力）が第２の伝達部材５０に伝達されて膝関節の角度を１８０度から１２０度に曲げることが可能になる。また、被訓練者Ａの左右両脚に動作補助装置Ｂを装着して両脚の運動機能回復訓練を行うため、右脚も左脚と同様に、各生体信号検出センサ（図示せず）が貼り付けられる。

すなわち、制御装置Ｂ４は、左脚の大腿部の前側と後側に貼り付けられた生体信号検出センサ１１０、１１２によって検出された検出信号から電気刺激に伴う不要信号を除去された生体信号に基づいてモータ制御処理（制御プログラム）を実行する。

従って、被訓練者Ａは、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激が麻痺箇所である大腿部の伸筋及び屈筋に印加されて大腿部の筋肉が緊張状態を緩和されて膝関節を回動可能状態に保たれたまま、脳Ａ１からの神経伝達系生体信号及び筋肉の動きに伴う運動系生体信号（筋電位）によりモータ３０のトルク及び回動角を調整することが可能になり、膝関節に無理な力を掛けないように運動機能回復訓練（リハビリテーション）を行うことができる。

また、被訓練者Ａが例えば病院のベッドで寝た状態でも任意の関節に対応するように駆動ユニット２０を適宜装着できるので、当該被訓練者Ａが希望する関節の動作を補助しながら運動機能回復訓練を効率良く行うことができる。

また、被訓練者Ａが立ち上がった姿勢になれば、動作補助装置Ｂを用いて歩行訓練を行うことも可能である。

〔痙性緩和装置による痙性緩和制御処理〕
図１１は痙性緩和制御処理２のフローチャートである。図１１に示されるように、変形例の制御部Ｃ２は、Ｓ１１において、医師又は理学療法士による機能的電気刺激（ＦＥＳ）の許可信号が入力されたか否かを判定しており、許可信号が入力された場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ１２に進む。Ｓ１２では、入力操作部Ｃ４の操作により設定された機能的電気刺激（ＦＥＳ）の条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を認証・ＦＥＳ条件設定部Ｃ７から読み込む。

続いて、Ｓ１３に進み、入力操作部Ｃ４の操作により入力された認証データ（ＩＤ・パスワード）を読み込み、データベースの登録認証データと照合する。次のＳ１４では、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致するか否かを判定する。Ｓ１４において、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致しないと判定された場合（ＮＯの場合）、Ｓ１５に進み、認証データエラーを報知する。そして、Ｓ１３に戻り、認証データの再入力を行う。

また、上記Ｓ１４において、入力された認証データがデータベースの登録認証データと合致したと判定された場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ１６に進み、機能的電気刺激（ＦＥＳ）の条件（刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧などの条件）を刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４に出力して機能的電気刺激（ＦＥＳ）の付与を開始する。すなわち、機能的電気刺激信号生成部Ｃ８−５から、刺激周波数調整部Ｃ８−１、パルス幅調整部Ｃ８−２、パルス波形・変調調整部Ｃ８−３、電圧調整部Ｃ８−４により調整された刺激周波数、パルス幅、パルス波形・変調、電圧の電気信号が電極Ｃ８−６に出力される。この機能的電気刺激（ＦＥＳ）により、被訓練者Ａの筋肉の麻痺による痙性を緩和すると共に、痙性（痙縮）の発症に伴う痙攣の症状も緩和される。

次のＳ１７では、生体信号検出センサ１１０、１１２に検出された検出信号を読み込み、Ｓ１８において、検出信号のレベルが予め設定された閾値Ｘ３より大きい値か否かを判定する。機能的電気刺激（ＦＥＳ）が電極Ｃ８−６から被訓練者Ａの麻痺部位に印加された場合、生体信号検出センサ１１０、１１２に検出された検出信号に電気刺激の信号が重畳されて図４（Ａ）に示す波形Ｇ１のようになるため、検出レベルが上昇する。そのため、Ｓ１８において、当該検出信号のレベルが閾値Ｘ３より小さい値の場合（ＮＯの場合）、筋肉の硬直緩和効果が小さいため、上記Ｓ１６に戻り、機能的電気刺激（ＦＥＳ）の印加を継続する。尚、閾値Ｘ３は、電気刺激の信号の出力レベルに応じて任意の値に設定される。

また、Ｓ１８において、検出信号のレベルが閾値Ｘ３より大きい値の場合（ＹＥＳの場合）、筋肉の硬直緩和効果が十分得られるので、Ｓ１９に進み、予め設定された所定回数Ｎに達したか否かをチェックする。Ｓ１９において、検出信号のレベルが閾値Ｘ３より大きい値の回数が所定回数Ｎに達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ１６に戻り、Ｓ１６〜Ｓ１９の処理を繰り返す。

また、上記Ｓ１９において、検出信号のレベルが閾値Ｘ３より大きい値の回数が所定回数Ｎに達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ２０に進み、機能的電気刺激（ＦＥＳ）により痙性緩和の効果が得られたと判定する。続いて、Ｓ２１に進み、機能的電気刺激（ＦＥＳ）を停止する。そして、Ｓ２２では、動作補助装置Ｂに対してニューロリハビリテーションの許可信号を無線通信機Ｃ３より送信する。

このように、機能的電気刺激（ＦＥＳ）により痙性を緩和させながら動作補助装置Ｂによるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した筋紡錐Ａ４における運動機能回復が可能となる。

〔ニューロリハビリテーションの制御処理〕
図１２は装着式動作補助装置Ｂのスタンバイモード（制御モード１）のフローチャートである。図１２に示されるように、動作補助装置Ｂの制御装置Ｂ４は、Ｓ３１において、電源スイッチがオンに操作されると、Ｓ３２に進み、スタンバイモードを設定する。このスタンバイモードは、ニューロリハビリテーションの許可信号を送信するための制御処理であり、リハビリテーションモードに移行する前段階の制御モードである。

Ｓ３３では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された生体信号を読み込む。次のＳ３４では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された低レベルの生体信号を無線送信機Ｂ７より痙性緩和装置Ｃに送信する。続いて、Ｓ３５に進み、ニューロリハビリテーション許可信号の要求を痙性緩和装置Ｃに送信する。

次のＳ３６では、痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号を受信したか否かを判定する。Ｓ３６において、ニューロリハビリテーション許可信号を受信できない場合（ＮＯの場合）、Ｓ３７に進み、受信不可回数が予め設定された所定回数であるＮ回目か否かを判定する。Ｓ３７において、受信不可回数がＮ回目未満の場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ３３に戻り、再度、生体信号を読込み、Ｓ３３〜Ｓ３６の制御処理を繰り返す。

また、上記Ｓ３６において、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激が印加されリハビリ可能な状態になって痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号を受信した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ３８に進み、制御モードをリハビリモードに設定する。この場合、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激が印加されて被訓練者Ａの硬直した筋肉が緩和されてリハビリ可能な状態になったものと判断されるため、動作補助装置Ｂを用いたニューロリハビリテーションを行う。

また、上記Ｓ３７において、受信不可回数がＮ回目に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ３９に進み、痙性緩和装置Ｃからのニューロリハビリテーション許可信号が送信されないものと判断してリハビリテーション不可を報知する。この場合、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激が印加されていないものと判断されるため、動作補助装置Ｂを用いたニューロリハビリテーションは、行わない。

図１３は装着式動作補助装置のリハビリモード（制御モード２）のフローチャートである。図１３に示されるように、制御装置Ｂ４は、Ｓ４１でリハビリモードが設定されたか否かを判定しており、前述したＳ３９でリハビリモードが設定されている場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ４２に進み、制御モードをリハビリモードに切り替えると共に、ＦＥＳ装置Ｃ８による電気刺激を被訓練者Ａの麻痺箇所（筋肉の硬直箇所）に付与する。続いて、Ｓ４３では、不要信号除去部Ｄで生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された検出信号ａから電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃを読み込む。このときは、被訓練者Ａが身体を動作させる意思があるので、被訓練者Ａの脳Ａ１から神経Ａ３に伝達される神経伝達系生体信号の検出レベルが上昇する。

次のＳ４４では、生体信号検出センサ１１０、１１２により検出された検出信号ａから電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃが予め設定された閾値Ｘ２より大きい値か否かを判定する。Ｓ４４において、当該生体信号ｃが予め設定された閾値Ｘ２より小さい値の場合（ＮＯの場合）、Ｓ４５に進み、モータトルクが小さくなるため、電力増幅部Ｂ５の増幅率を所定％上昇させる。また、Ｓ４４において、検出信号ａから電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃが予め設定された閾値Ｘ２より大きい値の場合（ＹＥＳの場合）は、Ｓ４６に進み、モータ３０の制御量（制御信号）を演算する。尚、閾値Ｘ２は、被訓練者Ａの電気刺激による痙性緩和効果をみながら、被訓練者Ａの様子に応じて適宜調整する。

次のＳ４７では、上記Ｓ４６で演算された制御信号を出力してモータ３０の駆動制御を開始する。これにより、動作補助装置Ｂによるニューロリハビリテーションが開始され、被訓練者Ａの左脚の膝関節を動作させる。このときのモータトルクは、電気刺激の影響を排除された被訓練者Ａの神経伝達系生体信号に基づくため、被訓練者Ａ自身が膝関節の状態に応じて調整することが可能になり、開始当初はゆっくりと動作させ、動作回数により手加減しながら徐々にピッチを上げることも可能である。そのため、被訓練者Ａは、動作補助装置Ｂを装着しても身体の負担が小さくて済み、電気刺激による筋肉の硬直を緩和した状態でも安心してリハビリテーションを行える。

次のＳ４８では、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θを読み込む。続いて、Ｓ４９に進み、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θが予め設定された目標動作角度θ１に達したか否かを判定する。Ｓ４９において、関節の動作角度θが目標動作角度θ１に達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ４６に戻り、Ｓ４６〜Ｓ４９の処理を繰り返す。尚、上記目標動作角度θ１は、当該被訓練者Ａの症状に応じて任意の角度に設定する。

また、Ｓ４９において、関節の動作角度θが目標動作角度θ１に達した場合（ＹＥＳの場合）、Ｓ５０に進み、モータ３０を停止させる。続いて、Ｓ５１では、モータ３０を逆回転させる。これにより、被訓練者Ａの関節が目標動作角度θ１より初期状態の角度に復帰する。

そして、Ｓ５２では、角度センサＢ２により検出された関節の動作角度θを読み込み、関節の戻り具合を確認して、Ｓ５３において、関節の動作角度θがリハビリ前の初期値に戻ったか否かを判定する。Ｓ５３で関節の動作角度θがリハビリ前の初期値になると、Ｓ５４に進み、モータ３０を停止させる。

続いて、Ｓ５５において、リハビリ回数ｎに１を加算する。Ｓ５６では、リハビリ回数が予め設定された目標回数ｎｍａｘに達していない場合（ＮＯの場合）、上記Ｓ４３に戻り、Ｓ４３〜Ｓ５６の処理を繰り返す。また、Ｓ５６において、リハビリ回数が予め設定された目標回数ｎｍａｘに達した場合（ＹＥＳの場合）、今回のニューロリハビリテーションを終了する。尚、上記目標回数ｎｍａｘは、当該被訓練者Ａの症状に応じて任意の回数に設定する。

〔装着式動作補助装置の変形例１〕
図１４（Ａ）（Ｂ）は装着式動作補助装置の変形例１の装着状態を示す斜視図である。図１４（Ａ）に示されるように、変形例１の動作補助装置２００は、第１の駆動ユニット２０と、第２の駆動ユニット２２０とを組み合わせた構成である。第１の駆動ユニット２０は、前述した実施例の場合と同様に膝関節駆動用であり、第２の駆動ユニット２２０は、股関節駆動用である。尚、図１４（Ａ）において、被訓練者Ａの左脚に装着される動作補助装置２００の構成を図示しているが、被訓練者Ａの右脚にも同様な駆動ユニット２０（図１４中、一点鎖線で示す）が装着されており、右脚の動作補助装置の図示は省略する。尚、動作補助装置２００は、被訓練者Ａの歩行訓練を行うことが可能であり、両脚の筋力が低下している場合でも各伝達部材が被装着者Ａの体重を支えることが可能なため、被訓練者Ａが歩行訓練中にバランスを崩さないように補助することができる。

第２の駆動ユニット２２０は、左股関節の側方に配されたモータ３０Ａと、腰ベルト６０の左側に設けられた挿通部６４に挿通される第３の伝達部材２３０と、第１の伝達部材４０に連結された第４の伝達部材２４０とを有する。第２の駆動ユニット２２０のモータ３０Ａは、第１の駆動ユニット２０のモータ３０と共通である。

第３の伝達部材２３０は、例えばステンレス等の金属またはカーボンファイバ（炭素繊維）などにより形成されており、全長が当該被訓練者Ａの股関節の高さ位置に応じた寸法のものが選択される。また、第３の伝達部材２３０は、下端がモータ３０Ａの第１の結合部３６に結合され、上端が腰ベルト６０の挿通部６４に保持される。従って、第３の伝達部材２３０は、被訓練者Ａの腰（第１の身体部位）にモータ３０Ａのトルクを伝達するように取り付けられている。

第４の伝達部材２４０は、例えばステンレス等の金属またはカーボンファイバ（炭素繊維）などにより細長い板状に形成され、上端にはモータ３０Ａの第２の結合部３８に結合される。また、第４の伝達部材２４０の下端は、第１の伝達部材４０の連結部材４８に連結される。すなわち、第４の伝達部材２４０は、被訓練者Ａの左大腿部（第２の身体部位）にモータ３０Ａのトルクを伝達するように取り付けられている。

変形例１の動作補助装置２００は、膝関節駆動用の第１の駆動ユニット２０と、股関節駆動用の第２の駆動ユニット２２０とを第１の伝達部材４０及び第４の伝達部材２４０により結合した構成であり、複数のモータ３０、３０Ａが各関節をアシストするように駆動制御することが可能になる。尚、変形例１の場合、左膝関節の動作をアシストするための生体信号検出センサ１１０，１１２を被訓練者Ａの左大腿部の皮膚に貼り付けると共に、左股関節の動作をアシストするための生体信号検出センサ１１４、１１６を左股関節の前後の部位にも貼り付ける。また、右脚も左脚と同様に、各生体信号検出センサ（図示せず）が貼り付けられる。

これにより、第１の駆動ユニット２０のモータ３０は、不要信号除去部Ｄにおいて、生体信号検出センサ１１０，１１２により検出された検出信号ａから電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃに基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。また、第２の駆動ユニット２２０のモータ３０Ａは、不要信号除去部Ｄにおいて、左股関節の前後に貼り付けられた生体信号検出センサ１１４、１１６により検出された検出信号ａから電気刺激の不要信号ｂを除去された生体信号ｃに基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。

このように、動作補助装置２００は、被訓練者Ａの意思に応じて複数の駆動ユニット２０、２２０を連結する構成とすることで、モータ３０、３０Ａのトルク（アシスト力）による左膝関節と左股関節の運動機能回復訓練を行うことが可能となる。

さらに、運動機能回復訓練に用いる制御情報として足の裏に作用する荷重及び重心位置を用いることもできる。図１４（Ａ）に示されるように、足首に装着される締結部材９２の床面に接する足の裏側（足底側）に設けられた床反力センサ２６０、又は図１４（Ｂ）に示されるように、専用靴２５０の靴底に設けられた一対の床反力センサ２６０により検出された荷重検出信号、及び各荷重検出信号に基づく重心位置のデータがデータ格納部１４６の基準パラメータデータベース１４８に格納される。そして、フェーズ特定部１５２では、基準パラメータデータベース１４８から取得した基準パラメータの関節角度と荷重とを比較することにより、被訓練者Ａの動作のフェーズを特定する。

また、専用靴２５０を用いて歩行訓練を行う場合、第２の伝達部材５０は下端に形成された被保持部５８が専用靴２５０の側面連結部２５２に上方から挿入されて専用靴２５０に連結させる。そして、床反力センサ２６０により検出された床反力検出信号は、有線あるいは無線にて制御装置Ｂ４に送信する。

従って、当該変形例１では、上記動作補助装置２００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述したＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により被訓練者Ａの筋肉の硬直を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、ＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により筋肉の硬直を緩和させながら動作補助装置２００によるニューロリハビリテーションを行うことで、筋紡錐Ａ４における運動機能回復が可能となる。

尚、変形例１の動作補助装置２００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１、図２に示す制御系により図１１、図１２、図１３に示す制御処理を実行する。

〔装着式動作補助装置の変形例２〕
図１５は装着式動作補助装置の変形例２の装着状態を示す斜視図である。図１５に示されるように、変形例２の動作補助装置３００は、被訓練者Ａの右腕の肘関節をアシストする駆動ユニット３１０を有する。駆動ユニット３１０は、右肘関節の側方に配置されたモータ３０と、右肘関節より上方の上腕に沿うように配された第１の伝達部材４０と、右肘関節より下方の下腕に沿うように配された第２の伝達部材５０とを有する。モータ３０は、前述した実施形態及び変形例１のモータと同じ構成であり、共通化が図られている。

第１の伝達部材４０は、被訓練者Ａの右上腕（第１の身体部位）に締結部材８０、８２を介して締結され、第２の伝達部材５０は被訓練者Ａの右下腕（第２の身体部位）に締結部材９０、９２を介して締結される。また、第１の伝達部材４０及び第２の伝達部材５０は、前述した実施例と同じ構成のものであり、全長が当該被訓練者Ａの腕の長さに応じた寸法に形成されている。

被訓練者Ａの上腕の前側及び後側には、生体信号検出センサ１１８、１１９が貼り付けられている。そのため、被訓練者Ａが右肘関節を回動させようとすると、生体信号検出センサ１１８，１１９が上腕の生体電位（生体信号）の検出信号を出力する。そして、駆動ユニット３１０のモータ３０は、前述した駆動ユニット２０と同様に、制御装置Ｂ４により生体信号検出センサ１１８，１１９により検出された上腕の生体電位（生体信号）の検出信号に基づいてトルクの大きさ及び回動角度を制御される。

このように、動作補助装置３００は、被訓練者Ａの意思に応じて駆動ユニット３１０のモータ３０のトルク（アシスト力）による右腕の肘関節の運動機能回復訓練を行うことが可能となる。駆動ユニット３１０は、前述した他の駆動ユニット２０、２２０と基本的に同じ構成であり、モータ３０が共通化されている。そのため、当該被訓練者Ａの腕の長さに合わせて第１の伝達部材４０及び第２の伝達部材５０の全長を適宜選択すれば良い。

また、変形例２の動作補助装置３００は、肘関節を駆動する駆動ユニット３１０を有する構成であるが、さらに被訓練者Ａの肩関節を駆動する駆動ユニットを連結することも可能である。また、被訓練者Ａの左右両腕に動作補助装置３００を装着して両腕の運動機能回復訓練を行うことも可能である。

従って、変形例２では、上記動作補助装置３００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述したＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により被訓練者Ａの筋肉の硬直を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、ＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により筋肉の硬直を緩和させながら動作補助装置３００によるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した筋紡錐Ａ４における運動機能回復が可能となる。

尚、変形例２の動作補助装置３００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１，図２に示す制御系により図１１、図１２、図１３に示す制御処理を実行する。

〔装着式動作補助装置の変形例３〕
図１６は装着式動作補助装置の変形例３を示す斜視図である。図１６に示されるように、動作補助装置４００は、左右脚に装着される各伝達部材が一体に形成された一体型であり、被訓練者Ａの腰に装着される腰支持体４３０と、腰支持体４３０の右側から下方に設けられた右脚補助伝達部４５４と、腰支持体４３０の左側から下方に設けられた左脚補助伝達部４５５とを有する。尚、動作補助装置４００は、腰支持体４３０と、右脚補助伝達部４５４と、左脚補助伝達部４５５とが一体な構成であるので、被訓練者Ａが両脚の筋力が低下している場合でも各伝達部４５４、４５５が被装着者Ａの体重を支えることが可能なため、被訓練者Ａが歩行訓練中にバランスを崩さないように補助することができる。

腰支持体４３０は、例えば剛性を有するジュラルミンやアルミ合金などの金属材により形成された腰サポート部４１０を有しており、その背面内側には、被訓練者Ａの腰背面側との隙間をなくして密着するフィッティング部４３１が取り付けられている。そして、フィッティング部４３１は、スポンジ又は低反発樹脂材などからなり、被訓練者Ａの腰背面側に当接して被訓練者Ａの腰を保護する。

右脚補助伝達部４５４と左脚補助伝達部４５５とは、左右対称に配置されており、腰支持体４３０に連結された腰部連結機構５００と、腰部連結機構５００より下方に延在し被訓練者Ａの腿側方に沿うように形成された第１の伝達部材４５８と、第１の伝達部材４５８より下方に延在し被訓練者Ａの脛側方に沿うように形成された第２の伝達部材４６０と、被訓練者Ａの脚の裏（靴を履く場合には、靴底）が載置される第３の伝達部材４６２とを有する。

腰部連結機構５００の下端と第１の伝達部材４５８の上端との間には、軸受構造とされた第１関節４６４が介在しており、腰部連結機構５００と第１の伝達部材４５８とを回動可能に連結している。この第１関節４６４は、股関節と一致する高さ位置に設けられており、腰部連結機構５００が第１関節４６４の支持側に締結され、第１の伝達部材４５８が第１関節６４の回動側に締結されている。また、第１関節４６４は、駆動モータ４２０，４２２が内蔵されたモータユニットを構成しており、第１関節６４と駆動モータ４２０，４２２とは外観上一体化されている。

また、第１の伝達部材４５８の下端と第２の伝達部材４６０の上端との間には、軸受構造とされた第２関節４６６が介在しており、第１の伝達部材４５８と第２の伝達部材４６０とを回動可能に連結している。この第２関節４６６は、膝関節と一致する高さ位置に設けられており、第１の伝達部材４５８が第２関節４６６の支持側に締結され、第２の伝達部材４６０が第２関節４６６の回動側に締結されている。また、第２関節４６６には、駆動モータ４２４，４２６が内蔵されたモータユニットを構成しており、第２関節４６６と駆動モータ４２４，４２６とは外観上一体化されている。

また、第２の伝達部材４６０の下端と第３の伝達部材４６２の上端との間には、軸受構造とされた第３関節４６８が介在しており、第２の伝達部材４６０と第３の伝達部材４６２とを回動可能に連結している。そして、第３の伝達部材４６２の内側には、被訓練者Ａの足を装着する靴４８４が固定されている。

従って、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、腰支持体４３０に固定された腰部連結機構５００に対して第１関節４６４及び第２関節４６６を回動支点とする歩行動作を行えるように取り付けられている。すなわち、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、被訓練者Ａの脚と同じ動作を行えるように構成されている。また、第３関節４６８は、被訓練者Ａの足首の側方に位置するように設けられている。そのため、靴４８４は、第３関節４６８の回動動作により歩行動作に応じて被訓練者Ａの足首と同じように床面（または地面）に対する角度が変化する。

また、第１関節４６４及び第２関節４６６は、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６の回転軸が、ギヤを介して被駆動側となる第１の伝達部材４５８、第２の伝達部材４６０に駆動トルクを伝達するように構成されている。

さらに、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６は、関節回動角度を検出する角度センサ（図示せず）を有する。この角度センサは、例えば、第１関節４６４及び第２関節４６６の関節角度に比例したパルス数をカウントするロータリエンコーダなどからなり、関節回動角度に応じたパルス数に対応した電気信号をセンサ出力として出力する。

第１関節４６４の角度センサは、被訓練者Ａの股関節の関節角度に相当する腰支持体４３０と第１の伝達部材４５８との間の回動角度を検出する。また、第２関節４６６の角度センサは、被訓練者Ａの膝関節の関節角度に相当する第１の伝達部材４５８の下端と第２の伝達部材４６０との間の回動角度を検出する。

また、第１の伝達部材５８の長手方向の中間位置には、被訓練者Ａの腿に締結されるベルト状の腿締結部材４７８が取り付けられている。腿締結部材４７８の内面側には、被訓練者Ａの腿との隙間をなくして密着するフィッティング部４７９が取り付けられている。

また、第２の伝達部材４６０の長手方向の中間位置には、被訓練者Ａの膝下の脛に締結されるベルト状の脛締結部材４８０が取り付けられている。脛締結部材４８０の内面側には、被訓練者Ａの脛との隙間をなくして密着するフィッティング部４８１が取り付けられている。

従って、駆動モータ４２０，４２２，４２４，４２６で発生された駆動トルクは、ギヤを介して第１の伝達部材４５８、第２の伝達部材４６０に伝達され、さらに腿締結部材４７８、脛締結部材４８０を介して被訓練者Ａの脚にアシスト力として伝達される。

また、第２の伝達部材４６０の下端には、第３関節４６８を介して靴４８４が回動可能に連結されている。尚、第１の伝達部材４５８及び第２の伝達部材４６０は、被訓練者Ａの脚の長さに応じた長さに調整されている。

各伝達部材４５８，４６０，４６２は、夫々ジュラルミン等の軽量化された金属材の周囲を弾性を有する樹脂材で覆うように構成されており、被訓練者Ａの体重及び腰支持体４３０、バッテリ、制御ユニット（共に図示せず）等の質量を支えることができる。すなわち、動作補助装置４００は、腰支持体４３０、バッテリ、制御ユニットの質量が被訓練者Ａに作用しないように構成されている。

腰支持体４３０は、内周面中央に被訓練者Ａの腰後部（背面）に当接するフィッティング部４３１を有する金属材からなる腰サポート部４１０と、腰サポート部４１０の両端にヒンジを介して連結されたベルト５２０，５２１と、一方のベルト５２０の端部に取り付けられたバックル５２２と、他方のベルト５２１の端部に取り付けられた係止用金具５２４とを有する。

腰支持体４３０を被訓練者Ａの腰に装着する際は、腰サポート部４１０の内側に設けられたフィッティング部４３１に腰の背面側を当接させた状態でバックル５２２の挿入口に係止用金具４２４を挿入して係止させる。そして、ベルト５２０，５２１の長さを被訓練者Ａのお腹の大きさに応じた長さに調整する。これにより、腰支持体４３０は、被訓練者Ａの腰回りの外周にほぼ密着した保持状態となる。また、バックル５２２は、自動車のシートベルトと同様な構成になっており、係止解除部を操作することにより係止用金具５２４の係止を解除することができるように構成されている。

従って、変形例３では、上記動作補助装置４００を被訓練者Ａに装着すると共に、前述したＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により被訓練者Ａの筋肉の硬直を緩和することにより、前述した実施形態と同様にニューロリハビリテーションを行うことが可能になる。すなわち、ＦＥＳ装置Ｃ８の電気刺激により筋肉の硬直を緩和させながら動作補助装置４００によるニューロリハビリテーションを行うことで、前述した筋紡錐Ａ４における運動機能回復が可能となる。

尚、変形例３の動作補助装置４００を用いた場合も、前述した実施形態と同様に、図１，図２に示す制御系により図１１、図１２、図１３に示す制御処理を実行する。

上記実施形態では、装着式動作補助装置を用いて被訓練者のリハビリテーションを支援する場合を例に挙げて説明したが、これに限らず、装着式動作補助装置以外の装置、例えば、テーブルや車椅子などに支持されるアームなどの伝達部材をモータで駆動するように構成された支援装置などを用いた構成のものにも適用できるのは勿論である。

Ａ 被訓練者
Ａ１ 脳
Ａ２ 脊髄
Ａ３ 神経
Ａ４ 筋紡錘
Ａ５ 筋肉
Ａ６ 関節
Ｂ 装着式動作補助装置
Ｂ１ 生体信号検出センサ
Ｂ２ 角度センサ
Ｂ３ データ格納部
Ｂ４ 制御装置
Ｂ５ 電力増幅部
Ｂ６ 駆動部
Ｂ７ 無線通信機
Ｂ８ 基準電極
Ｃ 痙性緩和装置
Ｃ２ 制御部
Ｃ３ 無線通信機
Ｃ４ 入力操作部
Ｃ５ 認証・薬剤投与量設定部
Ｃ６ タイマ
Ｃ７ 認証・ＦＥＳ条件設定部
Ｃ８ ＦＥＳ装置
Ｃ８−１ 刺激周波数調整部
Ｃ８−２ パルス幅調整部
Ｃ８−３ パルス波形・変調調整部
Ｃ８−４ 電圧調整部
Ｃ８−５ 機能的電気刺激信号生成部
Ｃ８−６ 電極
Ｄ 不要信号除去部
Ｄ１ 不要信号抽出部
Ｄ２ 減算器
１０ 訓練システム
２０ 駆動ユニット
３０、３０Ａ モータ
３６ 第１の結合部
３８ 第２の結合部
４０ 第１の伝達部材
５０ 第２の伝達部材
６０ 腰ベルト
６２ 支持部
７２、７４ カフ
８０、８２、９０、９２ 締結部材
８１、８３、９１、９３ 挿通部
８４、８６ ベルト
１０２ バッテリ
１１０、１１２、１１４、１１６、１１８、１１９ 生体信号検出センサ
１４２ 物理現象検出部
１４４ 生体信号検出部
１４８ 基準パラメータデータベース
１５０ 指令信号データベース
１５２ フェーズ特定部
１５４ 随意的制御部
１５６ ゲイン変更部
１６０ 自律的制御部
２００、３００、４００ 動作補助装置
２２０ 第２の駆動ユニット
２３０ 第３の伝達部材
２４０ 第４の伝達部材
２５０ 専用靴
２６０ 床反力センサ
３１０ 駆動ユニット
４１０ 腰サポート部
４２０、４２２、４２４、４２６ 駆動モータ
４３０ 腰支持体
４３１ フィッティング部
４５４ 右脚補助伝達部
４５５ 左脚補助伝達部
４５８ 第１の伝達部材
４６０ 第２の伝達部材
４６２ 第３の伝達部材
４６４ 第１関節
４６６ 第２関節
４６８ 第３関節
４７８ 腿締結部材
４７９、４８１ フィッティング部
４８０ 脛締結部材
４８４ 靴
５００ 腰部連結機構

Claims (5)

1. 被訓練者の動作を補助する駆動手段と、
   前記被訓練者の動きに応じた生体信号を検出する生体信号検出センサと、
   前記生体信号検出センサから出力された生体信号に基づいて前記駆動手段を制御する制御部と、
   を備えた訓練システムであって、
   前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与する電気刺激手段と、
   前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与しながら前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記電気刺激による信号を不要信号として除去する不要信号除去手段と、を備え、
   前記制御部は、前記不要信号除去手段により生成された信号を生体信号として入力され、当該生体信号に基づいて前記駆動部を制御することを特徴とする訓練システム。
2. 前記不要信号除去手段は、
   前記電気刺激手段より出力される電気刺激の信号を抽出する信号抽出手段と、
   前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記信号抽出手段により抽出された信号を不要信号として差し引く減算手段と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載の訓練システム。
3. 前記不要信号除去手段は、
   前記電気刺激手段より前記被訓練者の麻痺箇所に出力される電気刺激の信号を前記麻痺箇所で抽出する信号抽出手段と、
   前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記信号抽出手段により抽出された信号を不要信号として差し引く減算手段と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載の訓練システム。
4. 前記不要信号除去手段は、
   前記電気刺激手段より前記被訓練者の麻痺箇所に出力される電気刺激の信号を前記麻痺箇所の近傍で抽出する信号抽出手段と、
   前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記信号抽出手段により抽出された信号を不要信号として差し引く減算手段と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載の訓練システム。
5. 被訓練者に対して動力を付与する駆動手段を有した動作補助装着具と、
   前記被訓練者の動作に関する物理量を検出する物理量センサと、
   前記被訓練者の生体信号を検出する生体信号検出センサと、
   前記駆動手段を動作させるための指令信号を、前記生体信号検出センサにより検出された生体信号から取得する生体信号処理手段と、
   前記生体信号処理手段により取得された指令信号を用い、前記被訓練者の意思に従った動力を前記駆動手段に発生させるための随意的制御信号を生成する随意的制御手段と、
   前記随意的制御手段により生成された随意的制御信号に基づいて、前記生体信号の信号に応じた駆動信号を生成し、前記駆動手段に供給する駆動信号生成手段と、
   を備える装着式動作補助装置を用いた訓練システムであって、
   前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与する電気刺激手段と、
   前記被訓練者の麻痺箇所に電気刺激を付与しながら前記生体信号検出センサから出力された検出信号から前記電気刺激による信号を不要信号として除去する不要信号除去手段と、を備え、
   前記駆動信号生成手段は、前記不要信号除去手段により生成された信号を生体信号として入力され、当該生体信号に基づいて前記駆動部を制御することを特徴とする訓練システム。

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