JP2023104655A - 機能改善支援装置および機能改善支援方法 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は、被検者による歩行機能の改善状況を認識させるとともに、その達成感によるメンタル改善にも役立てることが可能な機能改善支援装置および機能改善支援方法を実現する。【解決手段】被検者が装着式動作補助装置を用いた歩行動作によるリハビリテーションを実行する際、歩行機能の改善のための動作アドバイスを視聴覚しながら、当該歩行機能の改善の達成感を享受するようにした。【選択図】図１

Description

本発明は、機能改善支援装置および機能改善支援方法に関し、特に装着式動作補助装置を用いた被検者の歩行動作によるリハビリテーションに積極性をもたせるための機能改善支援装置および機能改善支援方法を提案しようとするものである。

筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）や筋ジストロフィー（ＭＤ）などの進行性神経筋疾患は、神経や筋肉の障害によって引き起こされ、徐々に筋力低下や運動機能障害が生じる。これらの疾患には根治的な治療法が存在せず、薬による治療では症状の自然な進行を抑える以上のことは困難であった。

従来、筋力が失われた身体障害者や筋力が衰えた高齢者等の動作を補助あるいは代行するための種々のパワーアシスト装置が普及している。これらのパワーアシスト装置として
、例えば、装着者の意図に応じた随意的な筋活動に伴う生体電位を基に、運動を制御および補助することが可能な装着式動作補助装置が提案されている（特許文献１参照）。

近年、このような装着式動作補助装置を用いて、進行性神経筋疾患患者の歩行機能の維持および改善を目的とした治療が行われている。この装着式動作補助装置は、下肢の筋肉の生体電気信号（ＢＥＳ）、関節角度、床反力などの生理・運動情報に基づいて、患者と一体となって動いて歩行動作を補助する。

この装着式動作補助装置を装着する被検者は、神経筋系に負荷をかけることなく、患者の運動意図に基づいた歩行を繰り返すことができる。この結果、装着式動作補助装置を介して神経ループの構造的な発達と強化を促し、神経系の活性化が患者の運動機能の維持および向上につながるように治療することが可能となる。

特開２００５－９５５６１号公報

ところで、この装着式動作補助装置を用いた被検者の歩行動作によるリハビリテーションにおいては、被検者は歩行動作に意識を集中する以外にも、様々な物事を思考している。

その思考をリハビリテーションによる治療改善に向かわせることができれば、治療効果が増大して早期に回復することが可能となるが、単に歩行動作を促す程度のアドバイスを提供するだけでは、被検者のモチベーション向上に繋げることは困難だと思われる。

実際に被検者が装着式動作補助装置を用いた歩行動作によるリハビリテーションを実行しながら、歩行機能が理想状態に近づけるように自分で歩行動作の改善状況をフィードバック的に認識することが望ましい。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、被検者による歩行機能の改善状況を認識させるとともに、その達成感によるメンタル改善にも役立てることが可能な機能改善支援装置および機能改善支援方法を提案しようとするものである。

かかる課題を解決するため本発明においては、被検者の歩行動作を構成する各歩行フェイズに応じた動力を当該被検者に付与する装着動作補助装置を用いた機能改善支援装置において、装着式動作補助装置は、被検者の下肢動作に連動して能動的または受動的に駆動する駆動部と、被検者の下肢動作に伴う関節を基準とする当該被検者の体表部位に配置され、当該被検者の生体電位信号を検出するための電極群を有する生体信号検出部と、生体信号検出部により取得された生体電位信号に基づいて、被検者の意思に従った動力を駆動部に発生させる随意的制御部と、駆動部からの出力信号に基づいて、被検者の下肢動作に伴う関節周りの物理量を検出する関節周り検出部と、関節周り検出部により検出される物理量に基づいて、被検者の歩行タスクに応じた歩行フェイズをそれぞれ特定し、各歩行フェイズに対応する動力を駆動部に発生させる自律的制御部と、随意的制御部および自律的制御部からの制御信号を合成し、当該合成された制御信号に応じた駆動電流を駆動部に供給する駆動電流生成部と、被検者の左右の足裏面への圧力分布を検出する床反力センサの検出結果に基づいて、被検者の歩行周期を算出する歩行同期算出部と、生体信号検出部により検出される生体電位信号を、関節周り検出部により検出される物理量と歩行同期算出部から算出される歩行周期とを基準として、当該歩行周期ごとに時間および振幅の平面座標系で表される第１信号パターンに正規化する信号正規化部と、信号正規化部から得られる第１信号パターンを、基準となる健常者に相当する第２信号パターンとを比較し、当該比較結果に基づいて、歩行周期における歩行時点ごとの信号レベルの差分を算出する差分算出部と、差分算出部の算出結果に基づいて、第２信号パターンに対して第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、歩行周期における動作アドバイスを生成する動作アドバイス生成部と、動作アドバイス生成部により生成された動作アドバイスを画像情報および音声情報のいずれか一方または両方に変換して被検者に提示する動作アドバイス提示部とを備えるようにした。

この結果、機能改善支援装置では、被検者が装着式動作補助装置を用いた歩行動作によるリハビリテーションを実行する際、歩行機能の改善のための動作アドバイスを視聴覚しながら、当該歩行機能の改善の達成感を享受することができる。

また本発明においては、動作アドバイス生成部は、歩行周期を構成する運動局面のうち、最も差分量の乖離率の高い歩行時点を含む運動局面が中心となるように、動作アドバイスを生成するようにした。

この結果、機能改善支援装置では、一歩単位の歩行周期において最も改善すべき運動局面を中心に動作アドバイスを生成するようにしたことにより、被検者に対して最適な動作アドバイスを提示することが可能となる。

さらに本発明においては、動作アドバイス提示部は、信号正規化部により平面座標系で正規化した第１信号パターンおよび第２信号パターンに重畳表示するように、第２信号パターンに対する第１信号パターンの一致方向および差分量を表す画像を画像情報として動作アドバイスから変換するようにした。

この結果、機能改善支援装置では、自己の歩行動作に対応する第１信号パターンが健常者の歩行動作に対応する第２信号パターンに対してどの程度相違するかを、正規化された平面画像として目視しながら、自己の歩行動作を１歩ずつ確認することが可能となる。

さらに本発明においては、ポイント設定部は、フィードバック的に得られる差分算出部の算出結果に基づいて、歩行周期における各歩行時点の差分が解消する度合いを集計して、当該集計結果に応じたポイントを設定するようにした。

この結果、機能改善支援装置では、装着式動作補助装置を用いた歩行動作による被検者の歩行機能の改善に伴い、その改善状況に応じたポイントを加算することにより、被検者の達成感を向上させてメンタル改善に繋げることが可能となる。

さらに本発明においては、ポイント設定部は、設定したポイントを、装着式動作補助装置の利用料の一部として還元するように課金処理するようにした。この結果、機能改善支援装置では、被検者は、装着式動作補助装置を用いた歩行動作によるリハビリテーションを行いながら、治療効果に比例して利用料を低減できるというインセンティブを享受することができるため、リハビリテーションに取り組む際のモチベーション向上に寄与することが可能となる。

さらに本発明においては、被検者の歩行動作を構成する各歩行フェイズに応じた動力を当該被検者に付与する装着動作補助装置を用いた機能改善支援方法において、装着式動作補助装置は、被検者の下肢動作に連動して能動的または受動的に駆動する駆動部を有し、被検者の下肢動作に伴う関節を基準とする当該被検者の体表部位から取得された生体電位信号に基づいて、被検者の意思に従った動力を駆動部に発生させる随意的制御と、駆動部の出力信号に基づき検出された被検者の下肢動作に伴う関節周りの物理量に基づいて、被検者の歩行タスクに応じた歩行フェイズをそれぞれ特定し、各歩行フェイズに対応する動力を駆動部に発生させる自律的制御とを合成して行い、当該合成された制御信号に応じた駆動電流を駆動部に供給するようになされ、生体電位信号を、関節周りの物理量と被検者の左右の足裏面への圧力分布の検出結果に基づいて算出する歩行周期とを基準として、当該歩行周期ごとに時間および振幅の平面座標系で表される第１信号パターンに正規化する第１ステップと、第１ステップから得られる第１信号パターンを、基準となる健常者に相当する第２信号パターンとを比較し、当該比較結果に基づいて、歩行周期における歩行時点ごとの信号レベルの差分を算出する第２ステップと、第２ステップによる算出結果に基づいて、第２信号パターンに対して第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、歩行周期における動作アドバイスを生成する第３ステップと、第３ステップにより生成された動作アドバイスを画像情報および音声情報のいずれか一方または両方に変換して被検者に提示する第４ステップとを備えるようにした。

この結果、機能改善支援方法では、被検者が装着式動作補助装置を用いた歩行動作によるリハビリテーションを実行する際、歩行機能の改善のための動作アドバイスを視聴覚しながら、当該歩行機能の改善の達成感を享受することができる。

本発明によれば、被検者の歩行機能の改善のみならず、当該被検者のメンタル改善にも役立てることが可能な機能改善支援装置および機能改善支援方法を実現することができる。

本実施の形態による歩行支援システムの説明に供する概念図である。 本実施の形態による装着式動作補助装置の外観構成を示す斜視図である。 本実施の形態による装着式動作補助装置の内部構成を示すブロック図である。 装着式動作補助装置を用いた機能改善支援装置の内部構成を示すブロック図である。 被検者に関する情報を表す図表である。 健常者の右膝伸展筋から得られる生体電位信号の第２信号パターンを示すグラフである。 健常者の右膝伸展筋から得られる生体電位信号の第２信号パターンを示すグラフである。 生体電位信号の第１信号パターンを正規化したグラフである。 第１信号パターンおよび第２信号パターンが重畳表示された正規化グラフである。 図８に示す正規化グラフに画像情報を付加したグラフである。

以下図面について、本発明の一実施の形態を詳述する。

（１）本実施の形態による歩行支援システムの構成
図１は本実施の形態による歩行支援システム１を示す。歩行支援システム１は、被検者Ｐの動作を補助する装着式動作補助装置２と、被検者Ｐが歩行動作によるリハビリテーションを支援するための歩行支援装置３とを備えている。装着式動作補助装置２と歩行支援装置３とは有線または無線により通信可能に接続されている。

まず、歩行支援装置３は、トレッドミル５を基準としたその両側に一対の関係をなす左フレーム６Ｌおよび右フレーム６Ｒが当該トレッドミル５の先端から湾曲して植立され、当該両フレーム６Ｌ、６Ｒの端側部位を被検者Ｐが両手で把持し得るように構成されている。

トレッドミル５は、ローラの回転により循環するように移動する歩行ベルト７を有する 。アクチュエータ駆動に応じてローラの回転速度を変化させることにより、歩行ベルト７の循環速度を変えることができる。

歩行支援装置３は、トレッドミル５から植立された左フレーム６Ｌおよび右フレーム６Ｒの間を橋架するサブフレーム（図示せず）に、例えば液晶ディスプレイからなるモニタ８が設けられ、操作部による操作結果や、被検者の歩行支援に必要な種々の情報を映像表示するようになされている。

このように歩行支援システム１では、装着式動作補助装置２を装着した被検者Ｐが、歩行支援装置３における一対の左フレーム６Ｌおよび右フレーム６Ｒの一端を両手で把持して歩行動作時の姿勢を安定化させながら、歩行動作によるリハビリテーションを支援し得るようになされている。

（２）本実施の形態による装着式動作補助装置の構成
図２は本実施の形態による装着式動作補助装置２を示す。装着式動作補助装置２は、被検者の歩行動作を構成する各歩行フェイズに応じた動力を当該被検者に付与する装置であり、脳からの信号により筋力を発生させる際に生じる生体電位信号（表面筋電位）や当該装着者の股関節や膝関節の動作角度を検出し、この検出信号に基づいて駆動機構からの駆動力を付与するように作動する。

本実施の形態における下肢型の装着式動作補助装置２は、被検者の腰に装着される腰フレーム１０と、装着者の下肢に装着される下肢フレーム１１と、装着者の関節に対応させて下肢フレーム１１に設けられた複数の駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒと、駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒの力を装着者に前方または後方から作用させるべく下肢フレーム１１に取り付けられた補助力作用部材としてのカフ１４Ｌ、１４Ｒ、１５Ｌ、１５Ｒと、装着者の下肢動作に起因する信号に基づいて駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒを制御する制御装置３０（後述する図３）と、制御装置を搭載した背面ユニット１６と、介助者が使用する操作ユニット(図示せず)とを有する。

制御装置３０（図３）は、被検者の関節に対応する駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒのアクチュエータの出力軸を中心に相対的に下肢フレーム１１同士を駆動することができる。各駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒには、アクチュエータの駆動トルクや回転角度等を検出するためのセンサ群が搭載されている。なお、背面ユニット１６には、装置全体の駆動電源を供給するためのバッテリユニット（図示せず）が搭載されている。

腰フレーム１０は、被検者の腰を受け入れてその後部から左右両側部にかけて包囲し得る前方に開いた平面視略Ｃ字形状の部材であり、被検者の背後に位置する後腰フレーム部１７と、後腰フレーム部１７の両端から湾曲しつつ前方に延びる左腰フレーム部１８Ｌおよび右腰フレーム部１８Ｒとを有する。

左腰フレーム部１８Ｌおよび右腰フレーム部１８Ｒは、開度調節機構（図示せず）を介して後腰フレーム部１７に連結されている。左腰フレーム部１８Ｌおよび右腰フレーム部１８Ｒの基部は、後腰フレーム部内１７に左右方向にスライド可能に挿入されて保持されている。

下肢フレーム１１は、被検者の右下肢に装着される右下肢フレーム１９Ｒと、被検者の左下肢に装着される左下肢フレーム１９Ｌとを有する。左下肢フレーム１９Ｌと右下肢フレーム１９Ｒは、左右対称に形成されている。

左下肢フレーム１９Ｌは、被検者の左大腿の左側に位置する左大腿フレーム２０Ｌと、被検者の左下腿の左側に位置する左下腿フレーム２１Ｌと、被検者の左脚の裏（靴を履く場合には、左側の靴の底）が載置される左脚下端フレーム２２Ｌとを有する。左下肢フレーム１９Ｌは、腰部連結機構２３Ｌを介して左腰フレーム部１８Ｌの先端部に連結されている。

右下肢フレーム１９Ｒは、被検者の右大腿の右側に位置する右大腿フレーム２０Ｒと、被検者の右下腿の右側に位置する右下腿フレーム２１Ｒと、被検者の右脚の裏（靴を履く場合には、右側の靴の底）が載置される右脚下端フレーム２２Ｒとを有する。右下肢フレーム２１Ｒは、腰部連結機構２３Ｒを介して右腰フレーム部１８Ｒの先端部に連結されている。

なお、腰フレーム１０（後腰フレーム１７、右腰フレーム１８Ｒおよび左腰フレーム１８Ｌ）と下肢フレーム１１（右下肢フレーム１９Ｒおよび左下肢フレーム１９Ｌ）とは、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）等により細長い板状に形成されたフレーム本体を有し、軽量かつ高い剛性をもつように形成される。本実施の形態においては、強度部材として炭素繊維強化フラスチック（Carbon Fiber Reinforced Plastic；CFRP）およびアルミ合金である超々ジェラルミンを用いることとした。

カフ１４Ｌ、１４Ｒ、１５Ｌ、１５Ｒは、左大腿フレーム２０Ｌ、右大腿フレーム２０Ｒ、左下腿フレーム２１Ｌおよび右下腿フレーム２１Ｒに、各々一つずつ設けられている。

左大腿フレーム２０Ｌおよび右大腿フレーム２０Ｒに設けられているカフ(以下、「大腿カフ」と記す。)１４Ｌ、１４Ｒは、大腿フレーム本体の下端部に取り付けられた大腿カフ支持機構２４Ｌ、２４Ｒに支持されている。大腿カフ１４Ｌ、１４Ｒは、被検者の大腿に嵌合させるようにして添え当て得る円弧状に湾曲した装着面を有している。大腿カフ１４Ｌ、１４Ｒの装着面には、被検者の大腿と隙間をなく密着し得るようフィッティング部材が取り付けられている。

左下腿フレーム２１Ｌおよび右下腿フレーム２１Ｒに設けられているカフ(以下、「下腿カフ」と記す。)１５Ｌ、１５Ｒは、上側要素の上端部に取り付けられた下腿カフ支持機構２５Ｌ、２５Ｒに支持されている。下腿カフ１５Ｌ、１５Ｒは、被検者の下腿に嵌合させるようにして添え当て得る円弧状に湾曲した装着面を有している。下腿カフ１５Ｌ、１５Ｒの装着面には、被検者の下腿と隙間をなく密着し得るようフィッティング部材が取り付けられている。

実際にこの装着式動作補助装置２を被検者に装着する場合、左右の足部にそれぞれ専用靴２６Ｌ、２６Ｒが装着されるとともに、左右の下腿部にそれぞれ下腿カフ１５Ｌ、１５Ｒが装着され、さらに左右の大腿部にそれぞれ大腿カフ１４Ｌ、１４Ｒが装着される。そして、これら足部、下腿部、大腿部をそれぞれ対応するフレームと一体化するように、靴やカフにベルト等を締結させる。

この専用靴２６Ｌ、２６Ｒは、左右一対の構成からなり、被検者の足先から足首までを密着した状態で保持すると共に、足底に設けられた床反力センサ（後述のＦＲＦセンサ５１）により荷重測定し得る。

このように装着式動作補助装置２は、装着する被検者の意図に応じた随意的な筋活動に伴う生体電位信号に基づいて、歩行運動を制御および補助することができる。

（３）装着式動作補助装置における内部システム構成
図３は、装着式動作補助装置２の制御系システムの構成を示すブロック図である。図３に示すように、装着式動作補助装置２の制御系システム２Ｘは、システム全体の統括制御を司る制御装置３０と、当該制御装置３０の指令に応じて各種データが読書き可能にデータベース化されているデータ格納部３１と、被検者の下肢動作に連動して能動的または受動的に駆動する駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒとを有する。

また、駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒにおけるアクチュエータの出力軸と同軸上には、当該出力軸の回転角度を検出するポテンショメータ３２が設けられ、被検者の下肢動作に応じた関節角度を検出するようになされている。

さらに、下肢フレーム１１には、 大腿部の鉛直方向に対する絶対角度を計測するための絶対角度センサ３３が搭載されている。この絶対角度センサ３３は、加速度センサおよびジャイロセンサから構成され、複数のセンサデータを用いて新しい情報を抽出する方法であるセンサフュージョンに用いられる。

大腿部の絶対角度の算出には、各センサにおける並進運動および温度ドリフトの影響を取り除くため、１次フィルタが使用される。この１次フィルタは、各センサから得られる値に対して重み付けを付与して加算されることで算出される。

大腿部の鉛直方向に対する絶対角度をθabs(k)、ジャイロセンサによって得られた角速度をω、サンプリング周期をdt 、加速度センサによって得られた加速度をαとすると、θabs(t)は、次の（１）式のように表される。

被検者の下肢動作に伴う関節を基準とする当該被検者の体表部位（主として大腿部の体表面）には生体信号検出センサ（電極群）を有する生体信号検出部４０が配置されており、当該被検者の膝関節を動作させるための生体電位信号を検出するようになされている。

データ格納部３１には、指令信号データベース４１と基準パラメータデータベース４２とが格納されている。制御装置３０は、例えば、メモリを有するＣＰＵ（Central Processing Unit）チップで構成され、随意的制御部５０と自律的制御部５１とフェーズ特定部５２とゲイン変更部５３とを備えている。

随意的制御部５０は、生体信号検出部４０により取得された生体電位信号に基づいて、被検者の意思に従った動力を駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒに発生させる。具体的に、随意的制御部５０は、生体信号検出部４０の検出信号に応じた指令信号を電力増幅部５４に供給する。随意的制御部５０は、生体信号検出部４０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または関数であり、外部入力によるゲイン変更部５３を介して調整することができる。

また、ポテンショメータ３２により検出された膝関節の角度データに基づいてアクチュエータの駆動トルク（トルクの大きさおよび回動角度）を制御する方法を選択することも可能である。この方法は、被検者の運動症状に伴う歩行障害の度合いが比較的軽い場合や、被検者の皮膚が汗で濡れることが予想され、生体信号検出部４０からの生体信号の入力が得られない可能性がある場合等に有効である。

ポテンショメータ３２によって検出された膝関節角度のデータと、絶対角度センサ３３によって検出された大腿部の鉛直方向に対する絶対角度のデータと、生体信号検出部４０によって検出された生体信号とは、基準パラメータデータベース４２に入力される。

また、一対の専用靴２６Ｌ、２６Ｒの足底には、ＦＲＦ（Floor Reaction Force）センサ６０が設けられ、被検者の左右の足裏面への圧力分布を検出する。このＦＲＦセンサ６０は、足裏面にかかる荷重を前足部（つま先部）と後足部（踵部）とに分割して独立して測定可能である。

このＦＲＦセンサ６０は、例えば、印加された荷重に応じた電圧を出力する圧電素子または荷重に応じて静電容量が変化するセンサなどからなり、体重移動に伴う荷重変化および装着者の脚と地面との接地の有無をそれぞれ検出することができる。

さらに一対の専用靴２６Ｌ、２６Ｒでは、各ＦＲＦセンサ６０の検出結果に基づく左右の足裏面に係る荷重のバランスから、重心位置を求めることができる。このように一対の専用靴２６Ｌ、２６Ｒでは、被検者の左右の足のどちら側に重心が偏っているかを、各ＦＲＦセンサ６０で計測されるデータに基づいて、推定することができる。

各専用靴２６Ｌ、２６Ｒは、靴構造以外に、ＦＲＦセンサ６０とＭＣＵ（Micro Control Unit）からなるＦＲＦ制御部６１と送信部６２とを有する。ＦＲＦセンサ６０の出力は、変換器６３を介して電圧変換された後、ＬＰＦ（Low Pass Filter）６４を介して高域周波数帯が遮断されてＦＲＦ制御部６１に入力される。

このＦＲＦ制御部６１は、ＦＲＦセンサ６０の検知結果に基づいて、被検者の体重移動に伴う荷重変化や接地の有無を求めると共に、左右の足裏に係る荷重バランスに応じた重心位置を求める。ＦＲＦ制御部６１は、求めた重心位置をＦＲＦデータとして送信部５３を介して装置本体内の受信部６５にワイヤレス送信する。

制御装置３０は、受信部６５を介して各専用靴２６Ｌ、２６Ｒの送信部６２からワイヤレス送信されたＦＲＦデータを受信した後、当該ＦＲＦデータに基づく左右の足裏に係る荷重および重心位置がデータ格納部３１の基準パラメータデータベース４２に格納される。

フェーズ特定部５２は、ポテンショメータ３２により検出された膝関節角度のデータと、ＦＲＦセンサ６０により検出された荷重のデータとを、基準パラメータデータベース４２に格納された基準パラメータの膝関節角度および荷重と比較する。フェーズ特定部５２は、この比較結果に基づいて、被検者の動作のフェーズを特定する。

そして、自律的制御部５１は、フェーズ特定部５２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１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒに発生させるための指令信号を電力増幅部５４に供給する。

また、自律的制御部５１は、前述したゲイン変更部５３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５４に出力する。電力増幅部５４は、駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒのアクチュエータを駆動する電流を制御してアクチュエータのトルクの大きさおよび回動角度を制御することにより、被検者の膝関節にアクチュエータによるアシスト力を付与する。

このように自律的制御部５１は、関節周り検出部（ポテンショメータ３２および絶対角度センサ３３）により検出される物理量に基づいて、被検者の歩行タスクに応じた歩行フェイズをそれぞれ特定し、各歩行フェイズに対応する動力を駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒに発生させる。

電力増幅部（駆動電流生成部）５４は、随意的制御部５０および自律的制御部５１からの制御信号を合成し、当該合成された制御信号に応じた駆動電流を増幅して駆動部１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒのアクチュエータに供給する。被検者の膝関節には、このアクチュエータのトルクが、アシスト力として下肢フレームを介して伝達される。

（４）本実施の形態による機能改善支援装置の構成
本発明においては、上述した装着式動作補助装置２を用いた機能改善支援装置７０（後述する図４）により、被検者の歩行機能の改善のみならず、当該被検者のメンタル改善に寄与するようになされている。

その前提として、装着式動作補助装置２を用いた測定された下肢筋の生体電位信号は、当該装着式動作補助装置２を用いた歩行治療のたびに被検者の筋活動が測定されるため、被検者の歩行機能の評価に役立つ可能性がある。生体電位信号は、動作制御時に発生する活動電位に起因する被検者の神経筋系の変化を反映している。

生体電位信号の信号パターンに着目し、歩行評価の指標として活用する。下肢筋周辺の皮膚表面から得られる生体電位信号の信号パターンは、歩行時の筋活動に応じて変化する。

装着式動作補助装置２を装着していない健常者の正常な歩行では、生体電位信号の信号パターンは測定部位ごとの特徴となる。同様に、装着式動作補助装置２を装着した被検者の生体電位信号の信号パターンにも特徴があると考えられ、当該信号パターンを解析することにより、歩行時の神経筋系の活動を記録することが可能となる。さらに、被検者の歩行能力と、装着式動作補助装置２を装着して歩行した際に測定した生体電位信号の信号パターンとの関係は、治療中の被検者の歩行評価に応用できる可能性がある。

このため本発明においては、装着式動作補助装置２を用いた治療中の被検者から得られる生体電位信号の信号パターンを定量化するとともに、健常者に相当する生体電位信号の信号パターンと比較して評価することにより、信号パターンと被検者の歩行能力との相関関係を確認するようにした。

この機能改善支援装置７０は、上述した装着式動作補助装置２における制御装置３０内に設けられた制御系構成要素であり、図４に示すように、歩行同期算出部７１、信号正規化部７２、差分算出部７３、動作アドバイス生成部７４、動作アドバイス提示部７５およびポイント設定部７６を備える。

まず装着式動作補助装置２を用いて、被検者から生体電位信号および歩行試験に関するデータ（歩行周期）を取得しておく。具体的には、進行性神経筋疾患を患う被検者に対する装着式動作補助装置２を用いた治療においては、１回の歩行試験につき約20～40分間、歩行する必要がある。この間、装着式動作補助装置２は、左右の膝関節および股関節の伸筋および屈筋から得られる生体電位信号と、両脚の床反力（ＦＲＦデータ）を時系列データとして測定する。

実際に進行性の神経筋疾患を患う被検者７名（Patient ID：Ａ～Ｇ）に対して装着式動作補助装置を用いた治療時に測定した時系列データの結果を用いた。また、被検者は定期的に２分間の歩行距離を測定する２分間歩行試験（２ＭＷＴ）を行い、歩行評価を確実に行うために装着式動作補助装置２を装着せずに実施した。

被検者７名は、歩行試験は単一の施設にて過去２年以内に実施した。この試験期間中に実施された歩行試験と２ＭＷＴ結果数は、被検者ごとに異なった。各被検者の疾患内容、性別、身長、体重、２ＭＷＴの結果数を図５の表に示す。この図５の表にて、疾患内容のMD、ALS、IBM、SBMAはそれぞれ、筋ジストロフィー、筋萎縮性側索硬化症、封入体筋炎、脊髄・大腿筋萎縮症を示す。

これら被検者から得られる生体電位信号の信号パターンを、同様に装着式動作補助装置２を装着する健常者の歩行時に得られる生体電位信号の信号パターンを基準として比較により類似性を判断する。

上述した図１に示す歩行支援システム１において、健常者の右膝伸展筋から得られる生体電位信号を、装着式動作補助装置２を装着した状態でトレッドミル５上を歩行しながら測定した。健常者としては、21～23歳の健康な成人男性３名（参加者Ｘ～Ｚ）を選んで実施した。装着式動作補助装置２の制御パラメータおよびトレッドミル５の歩行ベルト７の走行速度は、各参加者にとって快適な歩行速度となるように事前に調整しておいた。

装着式動作補助装置２を用いて参加者Ｘ～Ｚの右膝伸展筋から得られる生体電位信号を測定して信号処理を行った後、当該生体電位信号の信号パターンの平均値を、参加者１名当たり90回の歩行周期、すなわち合計270回の歩行周期で求めた。

この信号パターンの平均値を健常者の基準として用い、以下の手順１～５により求めた。生体電位信号を、床反力センサ（ＦＲＦセンサ６０）の値に基づいて検出された右足の踵の接触の瞬間から開始される歩行周期に分割した（手順１）。生体電位信号を、歩行周期を0～100の一定間隔で101点にリサンプリングし、各歩行周期の期間で正規化した。また、リサンプリングした値の補間には、３次スプライン補間を用いた（手順２）。

歩行周期ごとに生体電位信号の振幅を正規化し、最大値を100、基本値を0とした（手順３）。各サンプリング点について、270回の生体電位信号の平均値とその平均値を結ぶ信号パターンとして求めた（手順４）。上記で得られた信号パターンを、手順３で用いた方法と同様の方法に基づいて、振幅と併せて正規化した。この信号パターンを装着式動作補助装置２を用いた健常者の歩行基準とした（手順５）。

このように装着式動作補助装置２を装着した状態でトレッドミル５上を歩行する健常者（参加者Ｘ～Ｚ）について、右膝伸展筋から得られる生体電位信号の信号パターンをそれぞれ図６（Ａ）および（Ｂ）、図７（Ａ）に示す。図７（Ｂ）は３人の参加者の合計270回の歩行パターンの平均値を示しており、実線と破線はそれぞれ平均値と標準偏差の範囲を示している。図７（Ｂ）に示す平均パターンを健常者の基準となる生体電位信号の信号パターンとして、被検者と健常者の信号パターンの類似性の判定に適用した。

上述の歩行周期を求めるために、図４に示す歩行同期算出部７１は、被検者の左右の足裏面への圧力分布を検出する床反力センサ（ＦＲＦセンサ６０）の検出結果に基づいて、被検者の歩行周期を算出する。

信号正規化部７２は、生体信号検出部４０により検出される生体電位信号を、関節周り検出部（ポテンショメータ３２および絶対角度センサ３３）により検出される物理量と歩行同期算出部７１から算出される歩行周期とを基準として、当該歩行周期ごとに時間および振幅の平面座標系で表される第１信号パターンに正規化する。

具体的に本実施の形態においては、装着式動作補助装置２は、進行性神経筋疾患を患う被検者の右膝伸展筋から得られる生体電位信号を測定するとともに、歩行周期ごとの生体電位信号の信号パターン（第１信号パターン）を、振幅と時間に関して正規化して図８（Ａ）および（Ｂ）に示した。

図８（Ａ）は初回試行時の測定結果を正規化したグラフであり、図８（Ｂ）はその３ヶ月後の測定結果を正規化したグラフである。この２つの正規化グラフは有意に異なっており、健常者から得られる生体電位信号の信号パターン（第２信号パターン）と比較分析することにより、その違いを定量化することが可能となった。

差分算出部７３（図４）は、装着式動作補助装置２を用いて治療中の被検者から得られる生体電位信号の第１信号パターンを、健常者から得られる生体電位信号の第２信号パターンと比較して、歩行周期における歩行時点ごとの信号レベルの差分を算出する。

図９の正規化グラフにおける実線は、装着式動作補助装置２を用いた治療中の被検者から得られる生体電位信号の第１信号パターンを示すとともに、当該正規化グラフにおける破線は、装着式動作補助装置２を用いた歩行中の健常者から得られる生体電位信号の第２信号パターンを示している。

この図９において、健常者に対応する第２信号パターンは、最初の床面への接触直後に最大となり、遊脚期に向かって減少しながら、当該遊脚期には増加している。

続いて、動作アドバイス生成部７４は、差分算出部７３の算出結果に基づいて、第２信号パターンに対して第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、歩行周期における動作アドバイスを生成する。

具体的に、動作アドバイス生成部７４は、歩行周期における全ての歩行時点について、第２信号パターンを基準とする第１信号パターンの信号レベルの差分を正負方向も含めて算出する。その際、動作アドバイス生成部７４は、第２信号パターンに対する第１信号パターンの信号レベルの差分量を、連続する歩行時点単位で積分値として算出しながら、当該積分値が正負方向のいずれかに増大し続けるか否かを判断する。

動作アドバイス生成部７４は、複数の歩行時点にわたって積分値が正負方向のいずれかに所定値以上に拡大したとき、第２信号パターンに対して第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、歩行周期における動作アドバイスを生成する。

例えば、動作アドバイス生成部７４は、第２信号パターンに対して第１信号パターンの信号レベルが大幅に低い局所区間（連続する複数の歩行時点）については、当該局所区間の歩行周期における位置付けも考慮して、一致方向への矢印マークを生成するとともに、信号レベルの差分量低減を促すための「振り出し時から少しの間は強めに」というメッセージを動作アドバイスとして生成する。

一方、動作アドバイス生成部７４は、第２信号パターンに対して第１信号パターンの信号レベルが大幅に高い局所区間（連続する複数の歩行時点）については、当該局所区間の歩行周期における位置付けも考慮して、一致方向への矢印マークを生成するとともに、信号レベルの差分量低減を促すための「動き始めてから弱めに」というメッセージを動作アドバイスとして生成する。

動作アドバイス提示部７５は、動作アドバイス生成部７４により生成された動作アドバイスを画像情報および音声情報のいずれか一方または両方に変換して被検者に提示する。すなわち、動作アドバイス提示部７５は、上述した歩行支援システム１（図１）の歩行支援装置３におけるモニタ８を含み、当該モニタ８に図８に示す正規化グラフを画像表示するようになされている。

モニタ８に画像表示される図９と同一の正規化グラフである図１０において、動作アドバイス提示部７５は、信号正規化部７２により平面座標系で正規化した第１信号パターンおよび第２信号パターンに重畳表示するように、第２信号パターンに対する第１信号パターンの一致方向および差分量を表す画像を画像情報として動作アドバイスから変換する。

すなわち、図１０に示すように、画像情報としての第２信号パターンに対する第１信号パターンの一致方向を表す画像は矢印マークとして、差分量を表す画像はメッセージとして、歩行周期における該当する局所区間に重畳表示される。

したがって機能改善支援装置７０では、自己の歩行動作に対応する第１信号パターンが健常者の歩行動作に対応する第２信号パターンに対してどの程度相違するかを、正規化された平面画像として目視しながら、自己の歩行動作を１歩ずつ確認することが可能となる。

このように機能改善支援装置７０では、被検者が装着式動作補助装置２を用いた歩行動作によるリハビリテーションを実行する際、歩行機能の改善のための動作アドバイスを視聴覚しながら、当該歩行機能の改善の達成感を享受することができる。

さらに機能改善支援装置７０において、ポイント設定部７６（図４）は、フィードバック的に得られる差分算出部７３の算出結果に基づいて、歩行周期における各歩行時点の差分が解消する度合いを集計して、当該集計結果に応じたポイント（代用貨幣としてのトークン等）を設定する。

具体的にポイント設定部７６は、歩行周期（規格化された一歩の区間）における局所区間（０-100％）の間の生体電位信号の信号レベルの差分量の積分値を２乗した値を評価指標Ｊとし、当該評価指標Ｊの値が開始時よりも小さくなったら（差分解消に近づいたら）、ポイントを設定する。この評価指標Ｊは、開始時よりも小さくなった度合いに応じてポイント加算するように設定してもよく、また、所定の閾値として当該閾値を超えた場合のみポイント設定するようにしてもよい。

この結果、機能改善支援装置７０では、装着式動作補助装置２を用いた歩行動作による被検者の歩行機能の改善に伴い、その改善状況に応じたポイントを加算することにより、被検者の達成感を向上させてメンタル改善に繋げることが可能となる。

（５）他の実施の形態
なお上述のように本実施の形態においては、主として被検者の右膝伸展筋から得られる生体電位信号の第１信号パターンのみを歩行機能改善の対象とするようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、被検者の歩行に必要な複数の筋を統合して得られる生体電位信号の信号パターンを歩行機能改善に適用するようにしてもよい。

また本実施の形態においては、被検者は歩行支援装置３のトレッドミル５上を歩行するようにしてリハビリテーションを支援するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、装着式動作補助装置２を用いた被検者が移動可能な歩行器と一緒に歩行するようにしてもよい。

さらに本実施の形態においては、動作アドバイス生成部７４は、差分算出部７３の算出結果に基づいて、第２信号パターンに対して第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、歩行周期における動作アドバイスを生成するようにした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、歩行周期を構成する運動局面（局所区間）のうち、最も差分量の乖離率の高い歩行時点を含む運動局面が中心となるように、動作アドバイスを生成するようにしてもよい。

この結果、機能改善支援装置７０では、一歩単位の歩行周期において最も改善すべき運動局面を中心に動作アドバイスを生成するようにしたことにより、被検者に対して最適な動作アドバイスを提示することが可能となる。

さらに本実施の形態において、ポイント設定部７６は、フィードバック的に得られる差分算出部７３の算出結果に基づいて、歩行周期における各歩行時点の差分が解消する度合いを集計して、当該集計結果に応じたポイントを設定するようにした場合について述べたが、本発明はこれに加えて、設定したポイントを、装着式動作補助装置２の利用料の一部として還元するように課金処理するようにしてもよい。

この結果、機能改善支援装置７０では、被検者は、装着式動作補助装置２を用いた歩行動作によるリハビリテーションを行いながら、治療効果に比例して利用料を低減できるというインセンティブを享受することができるため、リハビリテーションに取り組む際のモチベーション向上に寄与することが可能となる。

１…歩行支援システム、２…装着式動作補助装置、２Ｘ…制御系システム、３…歩行支援装置、５…トレッドミル、６Ｌ…左フレーム、６Ｒ…右フレーム、７…歩行ベルト、８…モニタ、１０…腰フレーム、１１…下肢フレーム、１２Ｌ、１２Ｒ、１３Ｌ、１３Ｒ…駆動部、２６Ｌ、２６Ｒ…専用靴、３０…制御装置、３１…データ格納部、３２…ポテンショメータ、３３…絶対角度センサ、４０…生体信号検出部、４１…指令信号データベース、４２…基準パラメータデータベース、５０…随意的制御部、５１…自律的制御部、５２…フェーズ特定部、５３…ゲイン変更部、５４…電力増幅部、６０…ＦＲＦセンサ、６１…ＦＲＦ制御部、６２…送信部、６３…変換器、６４…ＬＰＦ、６５…受信部、７０…機能改善支援装置、７１…歩行同期算出部、７２…信号正規化部、７３…差分算出部、７４…動作アドバイス生成部、７５…動作アドバイス提示部、７６…ポイント設定部。

Claims (10)

1. 被検者の歩行動作を構成する各歩行フェイズに応じた動力を当該被検者に付与する装着動作補助装置を用いた機能改善支援装置において、
   前記装着式動作補助装置は、
   前記被検者の下肢動作に連動して能動的または受動的に駆動する駆動部と、
   前記被検者の下肢動作に伴う関節を基準とする当該被検者の体表部位に配置され、当該被検者の生体電位信号を検出するための電極群を有する生体信号検出部と、
   前記生体信号検出部により取得された生体電位信号に基づいて、前記被検者の意思に従った動力を前記駆動部に発生させる随意的制御部と、
   前記駆動部からの出力信号に基づいて、前記被検者の下肢動作に伴う関節周りの物理量を検出する関節周り検出部と、
   前記関節周り検出部により検出される物理量に基づいて、前記被検者の歩行タスクに応じた歩行フェイズをそれぞれ特定し、前記各歩行フェイズに対応する動力を前記駆動部に発生させる自律的制御部と、
   前記随意的制御部および前記自律的制御部からの制御信号を合成し、当該合成された制御信号に応じた駆動電流を前記駆動部に供給する駆動電流生成部と、
   前記被検者の左右の足裏面への圧力分布を検出する床反力センサの検出結果に基づいて、前記被検者の歩行周期を算出する歩行同期算出部と、
   前記生体信号検出部により検出される生体電位信号を、前記関節周り検出部により検出される物理量と前記歩行同期算出部から算出される歩行周期とを基準として、当該歩行周期ごとに時間および振幅の平面座標系で表される第１信号パターンに正規化する信号正規化部と、
   前記信号正規化部から得られる前記第１信号パターンを、基準となる健常者に相当する第２信号パターンとを比較し、当該比較結果に基づいて、前記歩行周期における歩行時点ごとの信号レベルの差分を算出する差分算出部と、
   前記差分算出部の算出結果に基づいて、前記第２信号パターンに対して前記第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、前記歩行周期における動作アドバイスを生成する動作アドバイス生成部と、
   前記動作アドバイス生成部により生成された前記動作アドバイスを画像情報および音声情報のいずれか一方または両方に変換して前記被検者に提示する動作アドバイス提示部と
   を備えることを特徴とする機能改善支援装置。
2. 前記動作アドバイス生成部は、
   前記歩行周期を構成する運動局面のうち、最も前記差分量の乖離率の高い歩行時点を含む運動局面が中心となるように、前記動作アドバイスを生成する
   ことを特徴とする請求項１に記載の機能改善支援装置。
3. 前記動作アドバイス提示部は、
   前記信号正規化部により前記平面座標系で正規化した前記第１信号パターンおよび前記第２信号パターンに重畳表示するように、前記第２信号パターンに対する前記第１信号パターンの一致方向および差分量を表す画像を前記画像情報として前記動作アドバイスから変換する
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の機能改善支援装置。
4. フィードバック的に得られる前記差分算出部の算出結果に基づいて、前記歩行周期における前記各歩行時点の差分が解消する度合いを集計して、当該集計結果に応じたポイントを設定するポイント設定部
   を備えることを特徴とする請求項１から３までのいずれかに記載の機能改善支援装置。
5. 前記ポイント設定部は、設定した前記ポイントを、前記装着式動作補助装置の利用料の一部として還元するように課金処理する
   ことを特徴とする請求項４に記載の機能改善支援装置。
6. 被検者の歩行動作を構成する各歩行フェイズに応じた動力を当該被検者に付与する装着動作補助装置を用いた機能改善支援方法において、
   前記装着式動作補助装置は、前記被検者の下肢動作に連動して能動的または受動的に駆動する駆動部を有し、前記被検者の下肢動作に伴う関節を基準とする当該被検者の体表部位から取得された生体電位信号に基づいて、前記被検者の意思に従った動力を前記駆動部に発生させる随意的制御と、前記駆動部の出力信号に基づき検出された前記被検者の下肢動作に伴う関節周りの物理量に基づいて、前記被検者の歩行タスクに応じた歩行フェイズをそれぞれ特定し、前記各歩行フェイズに対応する動力を前記駆動部に発生させる自律的制御とを合成して行い、当該合成された制御信号に応じた駆動電流を前記駆動部に供給するようになされ、
   前記生体電位信号を、前記関節周りの物理量と前記被検者の左右の足裏面への圧力分布の検出結果に基づいて算出する歩行周期とを基準として、当該歩行周期ごとに時間および振幅の平面座標系で表される第１信号パターンに正規化する第１ステップと、
   前記第１ステップから得られる前記第１信号パターンを、基準となる健常者に相当する第２信号パターンとを比較し、当該比較結果に基づいて、前記歩行周期における歩行時点ごとの信号レベルの差分を算出する第２ステップと、
   前記第２ステップによる算出結果に基づいて、前記第２信号パターンに対して前記第１信号パターンを一致方向に近づけると同時に差分量を低減するように、前記歩行周期における動作アドバイスを生成する第３ステップと、
   前記第３ステップにより生成された前記動作アドバイスを画像情報および音声情報のいずれか一方または両方に変換して前記被検者に提示する第４ステップと
   を備えることを特徴とする機能改善支援方法。
7. 前記第３ステップでは、
   前記歩行周期を構成する運動局面のうち、最も前記差分量の乖離率の高い歩行時点を含む運動局面が中心となるように、前記動作アドバイスを生成する
   ことを特徴とする請求項６に記載の機能改善支援方法。
8. 前記第４ステップでは、
   前記信号正規化部により前記平面座標系で正規化した前記第１信号パターンおよび前記第２信号パターンに重畳表示するように、前記第２信号パターンに対する前記第１信号パターンの一致方向および差分量を表す画像を前記画像情報として前記動作アドバイスから変換する
   ことを特徴とする請求項６または７に記載の機能改善支援方法。
9. フィードバック的に得られる前記第２ステップの算出結果に基づいて、前記歩行周期における前記各歩行時点の差分が解消する度合いを集計して、当該集計結果に応じたポイントを設定する第５ステップ
   を備えることを特徴とする請求項６から８までのいずれかに記載の機能改善支援方法。
10. 前記第５ステップでは、設定した前記ポイントを、前記装着式動作補助装置の利用料の一部として還元するように課金処理する
    ことを特徴とする請求項９に記載の機能改善支援方法。
    

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