JP5393852B2 - リハビリテーション装置およびその制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、リハビリテーション装置およびその制御方法に関し、更に詳細に、歩行訓練により脳神経に刺激を与えて脳組織の再組織化を図るリハビリテーションのためのリハビリテーション装置およびその制御方法に関する。

近年、脳梗塞や脳卒中などに生じた手足の運動障害の回復と脳神経回路を再構築する脳神経の活動とに関係があり、脳梗塞や脳卒中の患者を、動力駆動の無限軌道ベルトによるトレッドミル上を歩かせる歩行訓練によって、脳神経回路の再構築を促進する、神経リハビリテーションの効果が得られることが分かった（例えば、非特許文献１）。

歩行訓練を行うリハビリテーション装置としては、トレッドミルを用いたもの（例えば、特許文献１）や、トレッドミル上において訓練者を吊り上る吊り上げ装置を用いたもの（例えば、特許文献２）が知られている。また、使用者の腰部に装備されるアクチュエータが発生するトルクを使用者の下肢部関節に関節モーメントとして付与する歩行補助装置（歩行支援装置）を用い、アクチュエータ出力による関節モーメントの付与を使用者の歩幅や歩行速度により決まる運動リズムに適合させる運動誘導装置が知られている（例えば、特許文献３）。

特開２００２−３４５９９４号公報 特開平７−２３６６６９号公報 特開２００７−６１２１７号公報

"リハビリにも新しい流れ「経験」から「科学」へ神経生理学の発達で"共同通信社［２００８年９月１６日検索］インターネット＜URL:http://kk.kyodo.co.jp/iryo/news/0221rehabiritation.html＞

従来、トレッドミル上を歩かせる歩行訓練による神経リハビリテーションは、理学療法士が、トレッドミル上の患者の腰に手を添えて骨盤に正確な動きを与えることで、下肢（足）を自然に振り出させる促通手技を施すことにより行われているため、促通手技を施す理学療法士の負担が大きい。また、この場合、理学療法士の促通手技の善し悪しが効果的な神経リハビリテーションを行う上で重要になるが、促通手技の善し悪しは理学療法士の経験、熟練度、技量に頼るしかなく、このことが神経リハビリテーションの普及の障害になると考えられる。

本発明が解決しようとする課題は、理学療法士の促通手技に依存することなく、脳梗塞や脳卒中などにより脳組織に障害を生じた患者の脳組織を再組織化する神経リハビリテーションを効果的に行うことである。

本発明のリハビリテーション装置は、上述の課題を解決する装置であり、以下に云う技術的思想（コンセプト）によるものである。

（１）歩行支援装置によって歩行時の腰関節（股関節）と膝関節の動きを関節モーメント付与によってアシストし、特に、下肢の根元である腰関節の動きを重点的にアシストし、腰関節の運動を主とした床反力増減の規範的な歩行パターンを他動的に効率よく教示する。これにより、脳の再組織化を図り、最終的には歩行支援装置なしで、低負荷で効率的な歩行を自力で行えるようになることを期待する。また、脳を再組織化し、さらに脳と筋肉の間のコミュニケーションを改善し、障害が起きた部位を避けて新たなバイパスの組織化を期待し、併せて理学療法士などリハビリテーションを支援する側の負担、負荷を下げる。

（２）足首には関節モーメント付与（歩行アシスト）を行わない。これによって、足首に負担をかけず、足首で床を蹴らない規範的な歩行パターンを効率よく教示する。

（３）歩行支援装置による関節モーメント付与によって、重心先導の二軸歩行パターン（床反力パターン）を与え、足首で床を必要以上に蹴らずに楽に推進できる規範的な歩行パターンを教示する。

（４）歩行支援装置による関節モーメント付与によって、脳性麻痺特有の左右非対称の歩行を左右対称に導き、適切な規範的な歩行パターンを教示する。

（５）歩行支援装置による関節モーメント付与によって、初動負荷的なリズミカルな筋肉の『弛緩−伸張−短縮』のサイクルを繰り返し行い、疲労物質を溜めることなく長時間の歩行リハビリテーションを可能にする。

（６）歩行支援装置による関節モーメント付与によって、適切で低負荷な歩行パターンを与えながら、リアルタイムで脳内活性をモニタリングする。これにより、脳左右の運動野が活性しているか否かや、脳の再組織化の具合を確認しながら、適切で効率的なリハビリテーション計画を立て、リハビリテーションを実行する。

そこで、本発明によるリハビリテーション装置は、人の装着されアクチュエータが発生するトルクを装置装着者の下肢部関節に関節モーメントとして付与する歩行支援装置を用いたリハビリテーション装置であって、規範歩行時の床反力を規範とした床反力パターンを記憶した床反力パターン記憶手段と、前記床反力パターン記憶手段に記憶された床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定する制御目標床反力設定手段と、前記制御目標床反力設定手段によって設定された床反力を得るための前記アクチュエータの発生トルクを演算する発生トルク演算手段とを有し、前記アクチュエータが発生するトルクが前記発生トルク演算手段によって演算された発生トルクになるように前記アクチュエータの出力を制御するアクチュエータ出力制御手段とを有し、前記アクチュエータによる関節モーメントの付与によって装置装着者の床反力を増減するものである。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、健常者の正常歩行を規範歩行として前記床反力パターンが設定されている。前記床反力パターン記憶手段が記憶する床反力パターンは、下肢部関節の関節角の変化に応じて床反力が増減するパターンである。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、前記床反力パターン記憶手段は、複数種類の床反力パターンを記憶しており、前記制御目標床反力設定手段は、外部操作によって選択された一つの床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定する。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、前記床反力パターン記憶手段は、複数種類の床反力パターンを記憶しており、更に、装置装着者の歩行時の脳活動状態を定量的に検出する脳活動検出計測手段と、前記脳活動状態検出手段によって検出された脳活動状態に基づいて前記床反力パターン記憶手段に記憶されている床反力パターンの一つの選択する床反力パターン選択手段とを有し、前記制御目標床反力設定手段は、前記床反力パターン選択手段によって選択された一つの床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定する。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、前記床反力パターン選択手段は、前記脳活動状態検出手段によって検出される右運動野と左運動野の活動分布を平均化し、平均結果に基づいて床反力パターンを選択設定する。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、前記脳活動状態検出手段は、前頭葉の右運動野の活動状態と左運動野の活動状態を検出し、前記床反力パターン選択手段は、前記脳活動状態検出手段によって検出された右運動野の活動状態と左運動野の活動状態に基づいて床反力パターンを右下肢側と左下肢側とで個別に設定する。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、前記床反力パターン記憶手段は、床反力の微分値と積分値が異なる複数種類の床反力パターンを記憶している。

本発明によるリハビリテーション装置は、好ましくは、更に、無限軌道ベルト式のトレッドミル上において、装置装着者の上肢部を吊り上げる吊り上げ手段と、前記吊り上げ手段の吊り上げ荷重を増減する吊り上げ荷重制御手段とを有する。

本発明によるリハビリテーション装置の制御方法は、人の装着されアクチュエータが発生するトルクを装置装着者の下肢部関節に関節モーメントとして付与する歩行支援装置を用いたリハビリテーション装置の制御方法であって、規範歩行時の床反力を規範とした床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定し、制御目標の床反力を得るための前記アクチュエータの発生トルクを演算し、当該演算された発生トルクになるように前記アクチュエータの出力を制御して前記アクチュエータによる関節モーメントの付与によって装置装着者の床反力を増減する。

本発明によるリハビリテーション装置およびその制御方法によれば、規範歩行時の床反力を規範とした床反力パターンが得られるように歩行支援装置のアクチュエータの出力が制御され、当該歩行支援装置によって装置装着者の下肢部関節に関節モーメントが付与される。

これにより、歩行支援装置が促通手技を施す理学療法士の役割と同等の役割を遂行し、歩行支援装置による関節モーメント付与のもとに、規範的な歩行パターンによる他動的な歩行訓練が効率よく行われ、脳梗塞や脳卒中などにより脳組織に障害を生じた患者の脳組織を再組織化する神経リハビリテーションが、理学療法士の促通手技に依存することなく効率よく行われることを期待できる。

本発明によるリハビリテーション装置の実施形態１を示す説明図である。 本発明によるリハビリテーション装置に用いられる歩行支援装置の一つの実施形態を示す斜視図である。 本実施形態の歩行支援装置に用いられる動力発生装置を右側から見た分解斜視図である。 本実施形態の歩行支援装置に用いられる動力発生装置を左側から見た分解斜視図である。 （ａ）〜（ｃ）は本実施形態によるリハビリテーション装置の歩行支援装置の歩行アシストパターン例を示すグラフである。 床反力と関節トルクとの関係を示すグラフである。 実施形態１によるリハビリテーション装置の制御フローを示すフローチャートである。 （Ａ）は歩行支援装置を装着しない場合の歩行後のＰＥＴ画像−ヘモグロビン濃度測定画像を、（Ｂ）は歩行支援装置を装着した場合の歩行後のＰＥＴ画像−ヘモグロビン濃度測定画像を示す図である。 各筋のＳＵＶ増加率を示すグラフである。 本発明によるリハビリテーション装置の実施形態２を示す説明図である。 実施形態２によるリハビリテーション装置の制御フローを示すフローチャートである。 本発明によるリハビリテーション装置の実施形態３を示す説明図である。 実施形態３によるリハビリテーション装置の制御フローを示すフローチャートである。

以下に、本発明によるリハビリテーション装置の実施形態１を、図１〜図４を参照して説明する。

本実施形態によるリハビリテーション装置は、図１に示されているように、人（患者Ａ）の下肢部に装着され、患者Ａの下肢部関節に関節モーメントに付与するアクチュエータを有する歩行支援装置１を用いるリハビリテーション装置である。歩行支援装置１を装着した患者Ａは、歩行支援装置１による関節モーメント付与のもとに、トレッドミル２９０上で歩行訓練を行う。

トレッドミル２９０は、電動モータによって駆動される無限軌道ベルト２９１を有する電動式のランニングマシーンであり、無限軌道ベルト２９１上を人が定点歩行することができる。この場合の無限軌道ベルト２９１上の患者Ａの走行速度は、電動モータによる無限軌道ベルト２９１の駆動速度により決まり、無限軌道ベルト２９１の駆動速度によって患者Ａの走行速度を支配することができる。

歩行支援装置１は、歩行補助装置とも云われる機器であり、下肢部関節に付与する関節モーメントをアクチュエータによって発生し、歩行支援装置１を装着した患者Ａの床反力を増減するものである。本実施形態のリハビリテーション装置に好適な歩行支援装置１の一例を図２を参照して説明する。

図２に示されているように、歩行支援装置１は、大きく分けて、使用者の腰部に装着される腰部装具１０と、使用者の左右の大腿部に装着される左右の大腿部装着具２０と、使用者の左右の下腿部に装着される左右の下腿部装着具４０と、使用者の左右の膝関節の側部に対応する位置にあって大腿部装着具２０に対して下腿部装着具４０を前後方向に回動可能に接続する左右の膝関節部接続手段６０と、使用者の左右の足部に装着される左右の足部装着具７０と、使用者の左右の足関節の側部に対応する位置にあって下腿部装着具４０に対して足部装着具７０を前後方向に回動可能に接続する左右の足関節部接続手段８０とにより構成されている。

当該歩行支援装置１は、更に、使用者の左右の股関節の側部に対応する位置に配置されて腰部装具１０に取り付けられた左右の動力発生装置（アクチュエータ）１００と、リンク式の左右の伝動機構９０とを有する。

腰部装具１０は、使用者の腰部の背部側を取り囲む平面視略Ｃ字形の金属製の腰部フレーム１２と、腰部フレーム１２の前側の左右両端部に取り付けられた側部サポートフレーム１４と、腰部フレーム１２に取り付けられた背部パッド１６とを有する。背部パッド１６は使用者の仙骨部分に当接する部分を含むものであり、スポンジ等を内蔵して弾力性を有する構造になっている。側部サポートフレーム１４の上端には、側部サポートフレーム１４を体幹に装着するための締結長さ調節可能な前後の体幹ベルト２０１、２０２が取り付けられている。腰部フレーム１２の前側の左右両端部には、腰部フレーム１２を腰部に装着するための締結長さ調節可能な腹部ベルト２０３が取り付けられている。なお、腹部ベルト２０３は面ファスナ等によって締結長さ調節可能になっていてよい。

大腿部装着具２０は、上下バー２２と、上下バー２２に上下二段に取り付けられた横転コの字形のばね性を有するパッド支持金具２４、２６と、パッド支持金具２４、２６の前側端部に取り付けられて使用者の大腿部の前部に当接する大腿部前側パッド２８と、パッド支持金具２４、２６の後側端部に取り付けられて使用者の大腿部の後部に当接する大腿部後側パッド３０とを有する。

詳細には、パッド支持金具２４、２６は、各々水平姿勢で、コの字形中間部を上下バー２２の内側面に固定されて前後に突出している。パッド支持金具２４、２６の前側端部に、当該パッド支持金具２４、２６を上下に橋渡しするように大腿部前側パッド２８が取り付けられ、パッド支持金具２４、２６の後側端部に、当該パッド支持金具２４、２６を上下に橋渡しするように大腿部後側パッド３０が取り付けられている。そして、この大腿部前側パッド２８と大腿部後側パッド３０とは、ほぼ同じ高さ位置にて前後に相対向している。

大腿部前側パッド２８と大腿部後側パッド３０は、各々、複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部３２によって、横幅方向中間部を、上下左右に取付位置調整可能にパッド支持金具２４、２６に取り付けられている。

大腿部前側パッド２８、大腿部後側パッド３０は、金属薄板、プラスチックス成形品等により構成され、使用者の大腿部にフィットするよう弾力性を有する。

下腿部装着具４０は、上下バー４２と、上下バー４２の上端側に取り付けられて前方に突出したＬ字形のばね性を有するパッド支持金具４４と、上下バー４２の下端側に取り付けられて後方に突出したＬ字形のばね性を有するパッド支持金具４６と、パッド支持金具４４の先端に取り付けられて使用者の下腿部の膝側前部に当接する下腿部前側パッド４８と、パッド支持金具４４に取り付けられた下腿部前側パッド装着用の下腿ベルト２０４と、パッド支持金具４６の先端に取り付けられて使用者の下腿部の踝側後部に当接する下腿部後側パッド５０と、パッド支持金具４６に取り付けられた下腿部後側パッド装着用の下腿ベルト２０５とを有する。下腿部前側パッド４８と下腿部後側パッド５０は、高さ違いで、前後に相対向している。

詳細には、上下バー４２は、上側部材４２Ａと下側部材４２Ｂとを複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による連結部５２によって長さ調整可能に連結したものにより構成されている。パッド支持金具４４は複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部５４によって前後に取付位置調整可能に上側部材４２Ａに取り付けられている。もう一つのパッド支持金具４６は複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部５６によって前後に取付位置調整可能に下側部材４２Ｂに取り付けられている。

下腿部前側パッド４８は複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部５７によって上下左右に取付位置調整可能にパッド支持金具４４の先端に取り付けられている。下腿部後側パッド５０は複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部５８によって上下左右に取付位置調整可能にパッド支持金具４６の先端に取り付けられている。

これにより、使用者の体格等に応じて、下腿部前側パッド４８、下腿部後側パッド５０の配置位置を調節することができる。なお、下腿ベルト２０４、２０５は面ファスナ等による締め付け長さ調整可能のものであってよい。

大腿部前側パッド２８、大腿部後側パッド３０、下腿部前側パッド４８、下腿部後側パッド５０は、各々、金属薄板、プラスチックス成形品等により構成され、使用者の大腿部にフィットするよう弾力性を有する。

膝関節部接続手段６０は、使用者の膝関節の側部に対応する位置に配置されて、大腿部装着具２０の上下バー２２の下端部に、下腿部装着具４０の上下バー４２の上端部を枢軸６２によって前後方向に回動可能に連結している。膝関節部接続手段６０はヒンジ部６４を有している。これにより、膝関節部接続手段６０は、枢軸６２による前後方向回動に加えて、ヒンジ部６４によって少なくとも使用者の開脚方向と同じ方向（左右方向）にも回動可能な多軸構造になっている。

足部装着具７０は、使用者の足裏を載置されて床反力を受ける足裏載置板７２と、足裏載置板７２より上方に起立形成された上下バー部７４とを有する。なお、上下バー部７４も、 長さ調節可能の構造を採用されていてもよい。

足関節部接続手段８０は、使用者の足関節の側部に対応する配置されて、下腿部装着具４０の上下バー４２の下端部に、足部装着具７０の上下バー部７４の上端部を枢軸８２によって前後方向に回動可能に連結している。足関節部接続手段８０はヒンジ部８４を有している。これにより、足関節部接続手段８０は、枢軸８２による前後方向回動に加えて、ヒンジ部８４によって少なくとも使用者の開脚方向と同じ方向（左右方向）にも回動可能な多軸構造になっている。

つぎに、図３、図４を参照して、動力発生装置１００の詳細を説明する。動力発生装置１００は、股関節用動力発生手段である股関節用電動モータ１１０と、膝関節用動力発生手段である膝関節用電動モータ１２０とを同一軸線状に有する。股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０は、ともにロータリエンコーダ付きのものであり、股関節用電動モータ１１０のロータリエンコーダは股関節用電動モータ１１０の回転角度を、膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダは膝関節用電動モータ１２０の回転角度を検出する。

動力発生装置１００は、外部突出の取付片１０４を腰部装具１０の腰部フレーム１２の左右の端部にヒンジ手段１０６（図２参照）によって使用者の開脚方向と同じ方向（左右方向）に回動可能に取り付けられた円筒形状の固定ケース部材１０２と、固定ケース部材１０２の内側に回転可能に嵌合した円筒形状の中間連結筒体１０８とを有する。

股関節用電動モータ１１０は、ステータ部材１１２と、ステータ部材１１２に対して自身の中心軸線周りに回転可能に設けられたロータ部材１１４とを有する回転型のものであり、ステータ部材１１２をボルト等によって固定ケース部材１０２の端部１０２Ａの外側面に固定されている。

中間連結筒体１０８は、端部１０８Ａに固定ケース部材１０２の端部１０２Ａに形成された中心開口部１０２Ｂに回転可能に嵌合する円環状突条部１０８Ｂを有している。股関節用電動モータ１１０のロータ部材１１４は中間連結筒体１０８の円環状突条部１０８Ｂにボルト等によって固定連結されている。これにより、中間連結筒体１０８は股関節用電動モータ１１０のロータ部材１１４と一体回転する。

中間連結筒体１０８には当該中間連結筒体１０８の開口端側のフランジ部１０８Ｃにボルトによって固定されて中間連結筒体１０８の蓋体をなす股関節用電動モータ１１０の出力部材１１６が取り付けられている。出力部材１１６は径方向外方に突出したアーム部１１６Ａを一体に有している。アーム部１１６Ａには、複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による取付部１１８によって大腿部装着具２０の上下バー２２の上端部が長さ調整可能に固定連結されている。

膝関節用電動モータ１２０は、ステータ部材１２２と、ステータ部材１２２に対して自身の中心軸線周りに回転可能に設けられたロータ部材１２４とを有する回転型のものであり、ステータ部材１２２を中間連結筒体１０８内に嵌め込まれている。ステータ部材１２２はボルト等によって股関節用電動モータ１１０の出力部材１１６に固定連結されている。これにより、股関節用電動モータ１１０のロータ部材１１４に膝関節用電動モータ１２０のステータ部材１２２が一体連結された構造になる。

膝関節用電動モータ１２０のロータ部材１２４には、ボルト等によって膝関節用電動モータ１２０の出力部材１２６が固定連結されている。出力部材１２６は、股関節用電動モータ１１０の出力部材１１６の中心部に開けられた中心開口１１６Ｂに相対回転可能に嵌合して中心開口１１６Ｂより外部に突出している。

出力部材１２６は径方向外方に突出したアーム部１２６Ａを一体に有している。アーム部１２６Ａには、図１に示されているように、枢軸ピン９２によって伝動機構９０のリンク部材９４の一端が枢動可能に連結されている。

膝関節部接続手段６０の枢軸６２は下腿部装着具４０の上下バー４２の上端部に固定装着された軸体であり、当該軸体に伝動機構９０の一部をなすアーム部材９６の一端部が固定されている。つまり、アーム部材９６は下腿部装着具４０の上下バー４２と一体のものである。アーム部材９６の先端部には枢軸ピン９８によってリンク部材９４の他端が枢動可能に連結されている。

膝関節用電動モータ１２０のロータ部材１２４の回転中心から枢軸ピン９２によるリンク部材９４の枢支点までの長さと、枢軸６２の中心から枢軸ピン９８によるリンク部材９４の枢支点までの長さは、互いに等しい。これにより、伝動機構９０は、平行リンク機構をなし、膝関節用電動モータ１２０のロータ部材１２４の回転を下腿部装着具４０の上下バー４２に伝達する。

なお、リンク部材９４、上側部材９４Ａと下側部材９４Ｂとを複数個のボルト通し孔を有するボルト締結等による連結部９９によって長さ調整可能に連結したものにより構成されている。

図３、図４に示されているように、中間連結筒体１０８の円環状突条部１０８Ｂには可動側ストッパ突起１０８Ｄが形成されている。固定ケース部材１０２の中心開口部１０２Ｂには可動側ストッパ突起１０８Ｄが当接するストッパ壁部１０２Ｃと１０２Ｄとが所定の回転角離れた位置に設けられている。可動側ストッパ突起１０８Ｄとストッパ壁部１０２Ｃ、１０２Ｄとで第１のストッパ機構が構成され、固定ケース部材１０２に対する股関節用電動モータ１１０のロータ部材１１４の最大回転角範囲が、ストッパ壁部１０２Ｃと１０２Ｄの回転角範囲をもって、機械的に設定される。

これにより、股関節の動きが、例えば、屈曲９０度、伸展３０度に制限され、股関節の動きが通常の歩行時になることが保証される。

また、膝関節用電動モータ１２０の出力部材１２６のアーム部１２６Ａが第２のストッパ機構の可動側ストッパ突起を兼ねており、股関節用電動モータ１１０の出力部材１１６の中心開口１１６Ｂには、アーム部１２６Ａが当接するストッパ壁部１１６Ｃと１１６Ｄとが所定の回転角離れた位置に設けられている。アーム部１２６Ａとストッパ壁部１１６Ｃ、１１６Ｄとで第２のストッパ機構が構成され、股関節用電動モータ１１０のロータ部材１１４に対する膝関節用電動モータ１２０のロータ部材１２４の最大回転角範囲が、ストッパ壁部１１６Ｃと１１６Ｄの回転角範囲をもって機械的に設定される。

これにより、膝関節の動きが、例えば、屈曲９０度、伸展０度に制限され、膝関節の動きが通常の歩行時になることが保証される。

更に固定ケース部材１０２に対する膝関節用電動モータ１２０のロータ部材１２４の最大回転角範囲を機械的に設定する第３のストッパ機構として、出力部材１２６のアーム部１２６Ａの膝関節屈曲方向の回転を戸当たり式に規制するストッパ壁部１０２Ｅが固定ケース部材１０２に一体形成されている。

本実施形態では、股関節の可動域を屈曲９０度〜伸展３０度、膝関節の可動域を伸展０度〜屈曲９０度と設定しており、そのそれぞれの関節で見れば、十分に安全な可動域設定であるが、二つの関節の動きを組み合わせた時、例えば、股関節を９０度屈曲したまま、膝関節を伸ばすと（伸展０度）、人によっては腱を伸ばしてしまう虞がある。これは、腿裏のハムストリングスが骨盤と下肢とを繋ぐ２関節筋であることに起因する。

第３のストッパ機構は、ハムストリングスを痛めないようにするためのものであり、股関節が９０度屈曲している状態では、膝関節を４５度屈曲した状態より伸展できないようにしている。つまり、膝関節用電動モータ１２０の出力部材１２６のメカニカルストッパを股関節用電動モータ１１０のステータ部分に設けたことにより、膝関節の伸ばせる角度が股関節の回転角度に依存して制限されることになる。

上述の構成による歩行支援装置１の使用に際しては、足部装着具７０の足裏載置板７２上に使用者の足裏を載せ、腹部ベルト２０３の締結によって腰部装具１０を使用者の腰部に装着し、大腿部前側パッド２８と大腿部後側パッド３０とで使用者の大腿部を前後に挟むようにして大腿部装着具２０を使用者の大腿部に装着する。

腰部装具１０には、図には示されていないが、電源ユニット、制御ユニットが取り付けられる。制御ユニットは、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の駆動回路や電子制御式のアクチュエータ出力制御部１５０（図１参照）を含む。

アクチュエータ出力制御部１５０は、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０が発生するトルクが、後述する発生トルク演算部３５０によって演算された制御目標の発生トルクになるように、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の出力を制御する。この出力トルク制御は、股関節用電動モータ１１０と膝関節用電動モータ１２０とで個別に、更には、左右の股関節用電動モータ１１０で個別に、左右の膝関節用電動モータ１２０で個別に行われる。

上述の出力トルク制御のもとに、股関節用電動モータ１１０が駆動され、ロータ部材１１４の回転が、中間連結筒体１０８、出力部材１１６を介して大腿部装着具２０に伝達される。これにより、股関節用電動モータ１１０の出力トルク相当の関節モーメントが患者Ａの股関節に付される。

また、上述の制御のもとに、膝関節用電動モータ１２０が駆動され、ロータ部材１２４の回転が、出力部材１２６、伝動機構９０を介して下腿部装着具４０に伝達される。これにより、膝関節用電動モータ１２０の出力トルク相当の関節モーメントが患者Ａの膝関節に付与される。

本実施形態によるリハビリテーション装置は、図１に示されているように、制御コンソール３００を有する。制御コンソール３００は、マイクロコンピュータを含む電子制御式のものであり、歩行状態検出部３１０と、操作部３２０と、床反力パターン記憶部３３０、制御目標床反力設定部３４０と、発生トルク演算部３５０とを有する。

歩行状態検出部３１０は、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダ（図示省略）の出力信号、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の電流値を示す信号を入力する。

歩行状態検出部３１０は、左右の股関節用電動モータ１１０のロータリエンコーダが出力する信号より左右の股関節の曲げ角度（関節角度θａ）を演算し、左右の膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダが出力する信号より左右の膝関節の曲げ角度（関節角度θｂ）を演算する。歩行状態検出部３１０によって演算された関節角度θａ、θｂを示す情報は制御目標床反力設定部３４０に入力される。

歩行状態検出部３１０は、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の電流値より、これら各モータの実出力トルクを演算し、実出力トルクを示す信号を発生トルク演算部３５０に出力する。

また、歩行状態検出部３１０は、必要に応じて、パッド支持金具２４、２６の上下バー２２に対する連結部やパッド支持金具４４、４６の上下バー４２に対する連結部等に設けられた６軸型力センサ（図示省略）や、足裏載置板７２に設けられた床反力センサ（図示省略）等よりセンサ信号を入力し、演算により実床反力を求め、実床反力を示す信号を発生トルク演算部３５０に出力してもよい。

制御目標床反力設定部３４０は、床反力パターン記憶部３３０より床反力パターンを取得し、当該床反力パターンに従って関節角度θａ、θｂを独立変数として制御目標の床反力（従属変数）を設定し、設定した床反力制御目標値Ｆ^＊を発生トルク演算部３５０へ出力する。制御目標床反力設定部３４０が設定出力する床反力制御目標値Ｆ^＊は、左右の股関節用電動モータ１１０、左右の膝関節用電動モータ１２０毎に個別に存在する。

発生トルク演算部３５０は、制御目標床反力設定部３４０によって設定された床反力を得るための股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の発生トルクを演算するものであり、制御目標床反力設定部３４０が出力する床反力制御目標値Ｆ^＊を股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の発生トルクに変換する。

発生トルク演算部３５０は、歩行状態検出部３１０より入力した実出力トルク、実床反力と床反力制御目標値Ｆ^＊とから制御偏差を演算し、フィードバック補償式に発生トルクの指令値をアクチュエータ出力制御部１５０へ出力する。
床反力パターン記憶部３３０は、関節角度θａ、θｂを独立変数、制御目標の床反力を従属変数とした床反力パターンを記憶している。床反力パターン記憶部３３０が記憶している床反力パターンは、下肢部関節の関節角（関節角度θａ、θｂ）の変化に応じて床反力が増減する床反力パターンである。

この実施形態では、床反力パターン記憶部３３０は、図５（ａ）〜（ｃ）に示されているように、床反力の微分値ｄＦ／ｄｔと積分値∫（ｔ１−ｔ０）Ｆｄｔが異なる複数種類の床反力パターンデータを格納している。なお、トレッドミル２９０の無限軌道ベルト２９１の走行速度が一義的に所定値に決められている場合には、関節角度θａ、θｂを時間ｔに置換することができる。

図５（ａ）〜（ｃ）に示されている床反力パターンは、規範歩行時の床反力パターンＮを規範として、関節角度θａ、θｂ毎に決まる制御目標床反力Ｆ^＊を規定するものである。本実施形態では、規範歩行を健常者の正常歩行としており、これは、理学療法士の促通手技を参考して決めることもできる。

図５（ａ）〜（ｃ）に示されている床反力パターンは、概ね、規範歩行時の床反力パターンＮと相似形をなしている。図５（ａ）の床反力パターンは、床反力の微分値ｄＦ／ｄｔ、積分値∫（ｔ１−ｔ０）Ｆｄｔが規範歩行時の床反力パターンＮのものに比してともに小さく、リハビリテーション初期に用いる床反力パターンに適している。図５（ｂ）の床反力パターンは、床反力の微分値ｄＦ／ｄｔ、積分値∫（ｔ１−ｔ０）Ｆｄｔが規範歩行時の床反力パターンＮのものより小さいが、図５（ａ）に示されているリハビリテーション初期用のものより大きく、リハビリテーション中期に用いる床反力パターンに適している。図５（ｃ）の床反力パターンは、床反力の微分値ｄＦ／ｄｔ、積分値∫（ｔ１−ｔ０）Ｆｄｔが規範歩行時の床反力パターンＮのものと等しく、リハビリテーション後期に用いる床反力パターンに適している。

操作部３２０は、キーボート等の入力手段やモニタを有するマンマシンインタフェース部であり、理学療法士等のオペレータにより操作され、床反力パターン記憶部３３０に格納されている床反力パターンより使用する一つの床反力パターン、つまり、制御目標床反力設定部３４０に渡す床反力パターンを外部操作によって選択する。

これにより、理学療法士等のオペレータにより、図５（ａ）〜（ｃ）に示されている初期用、中期用、後期用の床反力パターンを患者Ａのリハビリテーションの進行に応じて選択使用することができる。

図６は、規範歩行時の床反力と股関節トルク、膝関節トルクとの相関を示している。図６において、Ｆは床反力を、Ｔａは股関節トルクを、Ｔｂは膝関節トルクを各々示している。図６により、床反力Ｆと股関節トルクＴａ、膝関節トルクＴｂとに相関があり、床反力Ｆは股関節トルクＴａ、膝関節トルクＴｂの増大に応じて増加する傾向があることが分かる。したがって、発生トルク演算部３５０は、図６に示されている床反力−関節トルクの相関特性に従って床反力−関節トルク変換を行えばよい。

本実施形態によるリハビリテーション装置を用いたリハビリテーションに際しては、患者Ａに歩行支援装置１を装着し、患者Ａのリハビリテーションの進行状況等に応じて床反力パターンを選択し、患者Ａをトレッドミル２９０の無限軌道ベルト２９１上に乗せて無限軌道ベルト２９１を定速駆動し、歩行支援装置１を始動させる。

これにより、患者Ａの左右の股関節と膝関節とに、選択された床反力パターンに従った関節モーメントが関節角度に応じて付与される。この関節モーメント付与により、患者Ａの左右の下肢に、健常者の正常歩行時に生じる床反力パターンと同じ床反力パターンをもって床反力が与えられる。このことにより、患者Ａが健常者の正常歩行の状態に導かれ、患者Ａの歩行障害の回復が図られる。

歩行時の床反力の付与と脳神経刺激とは相関し、健常者の正常歩行時の床反力が患者Ａに付与されることにより、脳神経の刺激が活発になる。これにより、歩行支援装置１による効率的な歩行リハビリテーションのもとに、神経リハビリテーションの効果を得て、脳梗塞や脳卒中などにより脳組織に障害を生じた患者の脳組織の再組織化が効率よく行われることを期待できる。

歩行支援装置１による関節モーメント付与は、股関節と膝関節とに行い、特に、下肢の根元である股関節に関節モーメントを付与して股関節の動きを重点的にアシストすることにより、股関節の運動を主とした規範的な歩行パターンを他動的に効率よく教示することができる。これにより、脳の再組織化を図り、最終的には歩行支援装置なしで、低負荷で効率的な歩行を自力でできるようになることを期待できる。また、脳を再組織化し、更には、脳と筋肉の間のコミュニケーションを改善し、障害が起きた部位を避けて新たなバイパスの組織化を期待できる。

このような歩行支援装置１を用いたリハビリテーションは、歩行支援装置１による関節モーメント付与により、歩行支援装置１が理学療法士による促通手技と同等の歩行補助を行うので、理学療法士の促通手技に依存することがなく、理学療法士の経験、熟練度、技量に頼ることなく効果的な神経リハビリテーションをおこなうことができ、併せて理学療法士などリハビリテーションを支援する側の負荷を下げることができる。

歩行支援装置１は、股関節と膝関節のアシストだけで、足首をアシストしないから、足首に負担をかけず、足首で床を蹴らない規範的な歩行パターンを効率よく教示でき、併せて、重心先導の二軸歩行パターンを与え、足首で床を蹴らずに楽に推進できる規範的な歩行パターンを教示することができる。

また、歩行支援装置１による歩行アシストによって、初動負荷的なリズミカルな筋肉の『弛緩−伸張−短縮』のサイクルを繰り返すことにより、疲労物質を溜めることなく長時間の歩行リハビリテーションが可能になる。
患者の脳活動に大きい負担をかけないリハビリテーションとして、リハビリテーションの進行に応じて、床反力の大きさ、繰り返し変動量、変動速度が大きくなる他動的な歩行訓練が行われるとよい。

このようなことから、リハビリテーションの初期、中期、後期と分けると、リハビリテーション初期は、図５（ａ）に示されている床反力パターンによって床反力Ｆが与えられるよう、床反力Ｆの大きさ、繰り返し変動量、変動速度が小さい床反力パターンが選択され、リハビリテーション中期は、図５（ｂ）に示されている床反力パターンによって床反力Ｆが与えられるよう、床反力Ｆの大きさ、繰り返し変動量、変動速度がリハビリテーション初期より大きい床反力パターンが選択され、リハビリテーション後期は、図５（ｃ）に示されている床反力パターンによって床反力Ｆが与えられるよう、床反力Ｆの大きさ、繰り返し変動量、変動速度がリハビリテーション中期より更に大きい床反力パターンが選択されればよい。図５（ｃ）に示されているリハビリテーション後期用の床反力パターンでは、床反力Ｆは健常者の通常歩行時の床反力と同等に与えられる。

ここで、床反力Ｆの総量Ｆｉは、図５（ａ）〜（ｃ）に示されている変動パターンにおいて、積分値∫（ｔ１−ｔ０）Ｆｄｔにより示される。床反力Ｆの総量Ｆｉは、脳神経刺激総量に相当し、リハビリテーションの進行に応じて、床反力の総量Ｆｉと、床反力Ｆの微分値ｄＦ／ｄｔにより表される床反力Ｆの増減傾きとが調整される歩行アシスト力が制御されればよい。

床反力Ｆを支配する関節モーメント付与は、左脚と右脚とで個別に設定することができるから、患者Ａの左右の下肢の麻痺状況に応じて、床反力パターンが、左脚と右脚とで個別に、図５（ａ）〜（ｃ）に示されている床反力パターンから任意に選択設定されればよい。

これにより、歩行支援装置１による関節モーメント付与によって、脳性麻痺特有の左右非対称の歩行を左右対称に導き、適切な規範的な歩行パターンを教示することができる。

つぎに、本実施形態によるリハビリテーション装置の制御フローを、図７のフローチャートを参照して説明する。

まず、操作部３２０の操作によって床反力パターン記憶部３３０に格納されている床反力パターンを選択する（ステップＳ１１）。

つぎに、歩行状態検出部３１０によって左右の股関節用電動モータ１１０のロータリエンコーダ、膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダが出力する信号より左右の股関節角度θａ、膝関節関節角度θｂを演算し、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の電流値より、これら各モータの実出力トルクを演算する（ステップＳ１２）。

つぎに、制御目標床反力設定部３４０によって床反力パターンに従って関節角度θａ、θｂを独立変数として床反力制御目標値Ｆ^＊を設定する（ステップＳ１３）。

つぎに、発生トルク演算部３５０によって床反力制御目標値Ｆ^＊を股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の発生トルクに変換する（ステップＳ１４）。

つぎに、実出力トルクと床反力制御目標値Ｆ^＊とから制御偏差を演算し、フィードバック補償式に発生トルクの指令値をアクチュエータ出力制御部１５０へ出力する（ステップＳ１５）。

つぎに、操作部３２０の操作による床反力パターンの変更の有無を判別する（ステップＳ１６）。床反力パターンの変更がない場合には、操作部３２０の操作による終了を確認する（ステップＳ１７）。終了である場合には、この制御フローを終了する。これに対し、終了でない場合には、ステップＳ１２に戻り、左右の股関節角度θａ、膝関節関節角度θｂ、実出力トルクを演算してこれらを更新し、ステップＳ１３〜ステップＳ１７を繰り返す。

床反力パターンの変更がある場合には、ステップＳ１１に戻り、使用する床反力パターンを変更し、ステップＳ１２〜ステップＳ１７を繰り返す。

効果検証のために、トレッドミル２９０上で、評価対象者に歩行支援装置１を装着して歩行アシストを行った場合と、同一評価対象者に歩行支援装置１を装着しない場合の歩行運動、脳活動を、同速度糖代謝変化のＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）測定と、近赤外光を使用したヘモグロビン濃度測定により評価した。

この評価は、４ｋｍ／ｈでトレッドミル２９０を動作させ、運動時間を５０分とし、運動開始後３０分で３６３ＭＢｑのＦＤＧ（Ｆｌｕｏｒｏｄｅｘｙｇｌｕｃｏｓｅ）を静注し、投与後４５分でのＰＥＴ画像を取得し、ＳＵＶ値を求めた。
図８（Ａ）、（Ｂ）の下段は下肢部のＰＥＴ画像、図８（Ａ）、（Ｂ）の上段はヘモグロビン濃度を測定した画像であり、図７（Ａ）は歩行支援装置１を装着しない場合の歩行後の画を、図８（Ｂ）は歩行支援装置１を装着した場合の歩行後の画像を各々示している。図８（Ａ）、（Ｂ）において、領域Ｉは糖代謝状態（脳活動）が低いことを、領域ＩＩは糖代謝状態（脳活動）が高いことを、領域ＩＩＩは糖代謝状態（脳活動）がより高いことを示している。

図８（Ａ）と（Ｂ）の比較により、歩行支援装置１を装着した場合のほうが、装着しない場合に比して糖代謝、脳活動が活発になり、歩行支援装置１による歩行アシストによって股関節周囲筋の筋活動賦活および脳活動賦活が確認できた。この股関節周囲筋の筋活動賦活および脳活動賦活により、活脳組織の再組織化を促進する作用を期待できる。

図９は、上述のＰＥＴ画像（男性１０人）に基づく、各筋のＳＵＶ（Ｓｔａｎｄａｒｄｉｚｅｄ Ｕｐｔａｋｅ Ｖａｌｕｅ）増加率の平均値±２ＳＥ（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｅｒｒｏｒ）を示している。は、画素毎の放射能量を、体重で正規化した指標であり、下式により定義される。

ＳＵＶ［ｋｇ／ｍｌ］＝画素毎の放射能量［Ｂｑ／ｍｌ］／（投与量［Ｂｑ］／体重［ｋｇ］

図９において、○印が全被験者の平均を示しており、非装着時と比較して何％、ＳＵＶが増減したかを示している。○印が横軸の「０」の値であれば、装着時と非装着時とで筋活動量が同じであることを意味する。

図９より、歩行支援装置１の装着により、中殿筋、小殿筋、腸骨筋、外側広筋、内側広筋、大腿直筋、後頸骨筋、前頸骨筋の活動が増えたことが分かる。

図１０は、本発明によるリハビリテーション装置の実施形態２を示している。なお、図１０において、図１に対応する部分は、図１に付した符号と同一の符号を付けて、その説明を省略する。
本実施形態では、スタンド５００に設けられたクレーン５１０、クレーン５１０により引き上げられるワイヤ５１１、ワイヤ５１１に連結され、患者Ａの腹部に巻き付けられる腹部ベルト５１２が設けられている。

これにより、患者Ａの上肢部を吊り上げ、体重免荷によって歩行訓練の負荷を軽減でき、自立歩行が出来ない患者のリハビリテーションも行える。この吊り上げ補助は、吊り上げ荷重制御部３６０によってクレーン５１０の吊り上げ荷重を増減設定することにより、床反力を増減することにもなる。吊り上げ荷重制御部３６０は、クレーン５１０のスタンド５００に対する取付部に設けられたロードセル５２０によって吊り上げ荷重を検出し、フィードバック補償制御のもとに、クレーン５１０の吊り上げ荷重を可変設定できるものであればよい。吊り上げ荷重制御部３６０が制御する吊り上げ荷重は、操作部３２０によって任意に設定することができる。

つぎに、本実施形態によるリハビリテーション装置の制御フローを、図１１のフローチャートを参照して説明する。

まず、操作部３２０の操作によって床反力パターン記憶部３３０に格納されている床反力パターンを選択する（ステップＳ２１）。つぎに、操作部３２０の操作によってクレーン５１０の吊り上げ荷重を設定する（ステップＳ２２）。

つぎに、歩行状態検出部３１０によって左右の股関節用電動モータ１１０のロータリエンコーダ、膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダが出力する信号より左右の股関節角度θａ、膝関節関節角度θｂを演算し、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の電流値より、これら各モータの実出力トルクを演算する（ステップＳ２３）。

つぎに、制御目標床反力設定部３４０によって床反力パターンに従って関節角度θａ、θｂを独立変数として床反力制御目標値Ｆ^＊を設定する（ステップＳ２４）。

つぎに、発生トルク演算部３５０によって床反力制御目標値Ｆ^＊を股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の発生トルクに変換する（ステップＳ２５）。

つぎに、実出力トルクと床反力制御目標値Ｆ^＊とから制御偏差を演算し、フィードバック補償式に発生トルクの指令値をアクチュエータ出力制御部１５０へ出力する（ステップＳ２６）。

つぎに、操作部３２０の操作による床反力パターンの変更の有無を判別する（ステップＳ２７）。床反力パターンの変更がない場合には、操作部３２０の操作による吊り上げ荷重の変更の有無を判別する（ステップＳ２８）。吊り上げ荷重の変更がない場合には、操作部３２０の操作による終了を確認する（ステップＳ２９）。終了である場合には、この制御フローを終了する。これに対し、終了でない場合には、ステップＳ２３に戻り、左右の股関節角度θａ、膝関節関節角度θｂ、実出力トルクを演算してこれらを更新し、ステップＳ２４〜ステップＳ２９を繰り返す。

床反力パターンの変更がある場合には、ステップＳ２１に戻り、使用する床反力パターンを変更し、ステップＳ２２〜ステップＳ２９を繰り返す。吊り上げ荷重の変更がある場合には、ステップＳ２２に戻り、クレーン５１０の吊り上げ荷重を変更し、ステップＳ２３〜ステップＳ２９を繰り返す。

図１２は、本発明によるリハビリテーション装置の実施形態３を示している。なお、図１２において、図１、図９に対応する部分は、図１、図９に付した符号と同一の符号を付けて、その説明を省略する。

本実施形態では、患者Ａの頭部に装着され、患者Ａの時間的な脳活動状態を計測する脳活動計測器３７０が用いられる。脳活動計測器３７０は、ヘッドギアタイプのものであり、脳波計、脳磁計、近赤外脳機能計測計等を含み、脳波、脳の磁場状態や酸素代謝等の脳活動状態を示す生体値の計測を行う。脳活動計測器３７０により計測された脳活動状態を示す生体値の信号は脳神経活動検出部３８０に入力される。

脳神経活動検出部３８０は、脳活動計測器３７０よりの生体値信号に基づいて患者Ａの歩行時の脳神経活動状態を定量的に検出するものであり、右運動野の活動状態と左運動野の活動状態とを個別に検出することができる。

脳神経活動検出部３８０には脳神経活動解析部３９０が接続されている。脳神経活動解析部３９０は脳神経活動検出部３８０によって検出された右運動野の活動状態と左運動野の活動状態を示す情報を解析し、右運動野と左運動野の脳刺激の分布等を得る。

脳神経活動解析部３９０による脳神経の解析結果は、操作部３２０と床反力パターン選択部４００に送られる。

操作部３２０のモニタには、脳神経活動解析部３９０による脳神経の解析結果が表示される。理学療法士等のオペレータは、モニタを見ながら、床反力パターン記憶部３３０の床反力パターンの選択を手動モードで行うことができる。

床反力パターン選択部４００は、脳神経活動検出部３８０によって検出された脳神経の活動状態と脳神経活動解析部３９０による脳神経の解析結果に基づいて最適な床反力パターンの選択を床反力パターン記憶部３３０の床反力パターンの中から自動的に行うものである。

床反力パターン選択部４００は、脳神経活動検出部３８０によって検出される右運動野と左運動野の活動分布を平均化し、平均結果に基づいて床反力パターンを選択する平均モードと、右運動野の活動状態と左運動野の活動状態に基づいて床反力パターンの選択を右下肢側と左下肢側とで個別に行う左右個別モードとを有しており、操作部３２０による床反力パターン設定指示により、その何れかのモードを変更可能に設定される。
本実施形態では、床反力パターンの選択を、リアルタイムで脳内活性をモニタリングして脳左右の運動野が活性しているかどうかや、脳の再組織化の具合を確認しながら、手動もしくは自動で行うことができる。これにより、適切で効率的なリハビリテーション計画を立て、実行することができる。
つぎに、本実施形態によるリハビリテーション装置の制御フローを、図１３のフローチャートを参照して説明する。

まず、操作部３２０の操作によってクレーン５１０の吊り上げ荷重を設定する（ステップＳ３１）。

つぎに、脳神経活動検出部３８０によって脳活動状態を検出し、脳神経活動解析部３９０によって脳神経の解析を行う（ステップＳ３２）。

つぎに、脳活動状態の検出結果、脳神経の解析結果に基づいて床反力パターン記憶部３３０に格納されている床反力パターンを選択する（ステップＳ３３）。なお、始動時の床反力パターンは、ディフォルト設定された初期用の床反力パターンが選択されてもよい。

つぎに、歩行状態検出部３１０によって左右の股関節用電動モータ１１０のロータリエンコーダ、膝関節用電動モータ１２０のロータリエンコーダが出力する信号より左右の股関節角度θａ、膝関節関節角度θｂを演算し、股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の電流値より、これら各モータの実出力トルクを演算する（ステップＳ３４）。

つぎに、制御目標床反力設定部３４０によって床反力パターンに従って関節角度θａ、θｂを独立変数として床反力制御目標値Ｆ^＊を設定する（ステップＳ３５）。
つぎに、発生トルク演算部３５０によって床反力制御目標値Ｆ＊を股関節用電動モータ１１０、膝関節用電動モータ１２０の発生トルクに変換する（ステップＳ３６）。
つぎに、実出力トルクと床反力制御目標値Ｆ^＊とから制御偏差を演算し、フィードバック補償式に発生トルクの指令値をアクチュエータ出力制御部１５０へ出力する（ステップＳ３７）。
つぎに、操作部３２０の操作による床反力パターンの変更の有無を判別する（ステップＳ３８）。床反力パターンの変更がない場合には、操作部３２０の操作による吊り上げ荷重の変更の有無を判別する（ステップＳ３９）。吊り上げ荷重の変更がない場合には、操作部３２０の操作による終了を確認する（ステップＳ４０）。終了である場合には、この制御フローを終了する。これに対し、終了でない場合には、ステップＳ３２に戻り、最新データを用いて脳活動状態の検出、脳神経の解析を行い、これらを更新し、ステップＳ３３〜ステップＳ４０を繰り返す。

床反力パターンの変更がある場合には、ステップＳ３３に戻り、使用する床反力パターンを変更し、ステップＳ３４〜ステップＳ４０を繰り返す。吊り上げ荷重の変更がある場合には、ステップＳ３１に戻り、クレーン５１０の吊り上げ荷重を変更し、ステップＳ３２〜ステップＳ４０を繰り返す。

本発明によるリハビリテーション装置は、脳梗塞や脳卒中などにより手足に運動障害を生じた患者のリハビリテーション以外に、高齢者の運動機能と認識機能の回復を促進するリハビリテーション等に用いることができる。

１ 歩行支援装置
１０ 腰部装具
２０ 大腿部装着具
４０ 下腿部装着具
７０ 足部装着具
１００ 動力発生装置
１１０ 股関節用電動モータ
１２０ 膝関節用電動モータ
１５０ アクチュエータ出力制御部
２９０ トレッドミル
３００ 操作部
３１０ 歩行状態検出部
３２０ 操作部
３３０ 床反力パターン記憶部
３４０ 制御目標床反力設定部
３５０ 発生トルク演算部
３６０ 吊り上げ荷重制御部
３７０ 脳活動計測器
３８０ 脳神経活動検出部
３９０ 脳神経活動解析部
４００ 床反力パターン選択部
４１０ 歩行アシスト力設定部
５００ スタンド
５１０ クレーン

Claims (5)

1. 人に装着され、アクチュエータが発生するトルクを装置装着者の下肢部関節に関節モーメントとして付与する歩行支援装置を用いたリハビリテーション装置であって、
   規範歩行時の床反力を規範とした床反力の微分値と積分値とによるリハビリテーション後期用の床反力パターンと、床反力の微分値と積分値との双方がリハビリテーション後期用のものより小さいリハビリテーション初期用の床反力パターンと、床反力の微分値と積分値との双方がリハビリテーション後期用のものより小さく且つリハビリテーション初期用の床反力パターンのものより大きいリハビリテーション中期用の床反力パターンとの複数種類の床反力パターンを記憶した床反力パターン記憶手段と、
   前記床反力パターン記憶手段に記憶された複数種類の床反力パターンのうちからオペレータの操作によって選択された一つの床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定する制御目標床反力設定手段と、
   前記制御目標床反力設定手段によって設定された床反力を得るための前記アクチュエータの発生トルクを演算する発生トルク演算手段とを有し、
   前記アクチュエータが発生するトルクが前記発生トルク演算手段によって演算された発生トルクになるように前記アクチュエータの出力を制御するアクチュエータ出力制御手段とを有し、
   前記アクチュエータによる関節モーメントの付与によって装置装着者の床反力を増減するリハビリテーション装置。
2. 前記床反力パターン記憶手段が記憶している床反力パターンの一つは、健常者の正常歩行を規範歩行とした床反力パターンである請求項１に記載のリハビリテーション装置。
3. 前記床反力パターン記憶手段が記憶する床反力パターンは、下肢部関節の関節角の変化に応じて床反力が増減するパターンである請求項１または２に記載のリハビリテーション装置。
4. 更に、無限軌道ベルト式のトレッドミル上において、装置装着者の上肢部を吊り上げる吊り上げ手段と、
   前記吊り上げ手段の吊り上げ荷重を増減する吊り上げ荷重制御手段と、
   を有することを特徴とする請求項１から３の何れか一項にリハビリテーション装置。
5. 人に装着され、アクチュエータが発生するトルクを装置装着者の下肢部関節に関節モーメントとして付与する歩行支援装置を用いたリハビリテーション装置の制御方法であって、
   規範歩行時の床反力を規範とした床反力の微分値と積分値とによるリハビリテーション後期用の床反力パターンと、床反力の微分値と積分値との双方がリハビリテーション後期用のものより小さいリハビリテーション初期用の床反力パターンと、床反力の微分値と積分値との双方がリハビリテーション後期用のものより小さく且つリハビリテーション初期用の床反力パターンのものより大きいリハビリテーション中期用の床反力パターンとの複数種類の床反力パターンを設定し、設定された複数種類の床反力パターンのうちからオペレータの操作によって選択された一つの床反力パターンに基づいて制御目標の床反力を設定し、制御目標の床反力を得るための前記アクチュエータの発生トルクを演算し、当該演算された発生トルクになるように前記アクチュエータの出力を制御して前記アクチュエータによる関節モーメントの付与によって装置装着者の床反力を増減することを特徴とするリハビリテーション装置の制御方法。

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