JP6296443B2 - 歩行訓練システム及び歩行訓練器 - Google Patents

Description

本発明は歩行訓練システム及び歩行訓練器
に関する。

例えば、脳性麻痺などを伴う歩行障害のため自立した歩行ができない場合、歩行訓練器や杖などの歩行補助具に掴まり、上肢の筋肉（主に腕の力）で体を支えながら歩行訓練を行っている。特に歩行動作の訓練は、日常生活動作（ＡＤＬ：Activities of Daily Living）に関連して重要なリハビリテーションであり、歩行訓練により日常生活の向上が期待されている。

従来からある歩行訓練器としては、訓練者が両手で掴まるハンドルあるいは手摺りを有し、フレームの底部には車輪が取り付けられている（例えば、特許文献１参照）。そして、訓練者は、歩行訓練器の手摺りを両手で押しながら歩行訓練を行っている。

特開２０１２−２１０２３７号公報

従来は、歩行障害のある訓練者が、歩行訓練器を用いて歩行訓練を行う場合、理学療法士が歩行動作をみて当該訓練者の訓練方法を指示していた。ところが、理学療法士の目視による診断だけでは、当該訓練者の歩行訓練時の体重移動や左右のバランス、あるいは左右の脚力の差違などの身体的変化を判断することができず、各訓練者の個性（歩行時の左右バランス等）に応じてより効果のある訓練方法を適切に指示することが難しかった。

そこで、本発明は上記事情に鑑み、上記課題を解決した歩行訓練システム及び歩行訓練器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、歩行訓練を行う歩行訓練器に取り付けられ、手摺りの左右両端に配置されて訓練者に把持される一対の把持部と、
前記一対の把持部に作用する荷重に応じて前記手摺りに生じる歪み量に比例した検出信号を出力する一対の力検出手段と、
前記一対の力検出手段による歪み計測点から前記訓練者が前記一対の把持部を把持した左右の手の前側端部までの距離をそれぞれ計測する光測距センサと、
前記光測距センサによる各計測結果に基づいて、前記一対の力検出手段による歪み計測点から前記訓練者が力を付与する荷重重心位置までの距離を左右それぞれ算出した後、当該各算出結果と前記一対の力検出手段により検出された検出信号とに基づいて、前記手摺りに左右の前記把持部に作用する荷重量を演算する演算手段と、
前記歩行訓練器と別体に設けられ、前記演算手段により演算された左右の前記把持部に作用する荷重量に基づいて、前記訓練者から視認できるように前記一対の把持部の力分布を表示する表示手段と、
を備えたことを特徴とする。

本発明によれば、訓練者の左右両側に配置された一対の把持部に作用する当該訓練者による力を一対の力検出手段により計測し、一対の力検出手段により検出された検出信号に基づいて演算手段により演算された一対の把持部の力分布を表示手段が表示するため、訓練者に対して表示手段に表示された視覚情報をフィードバックすることができ、訓練者が歩行訓練しているときの左右の手摺りへの依存荷重をリアルタイムで訓練者自身が確認することが可能になり、訓練者自身が左右の手摺りへの依存に気付いて自ら補正して偏りや手摺り依存荷重を減らし、より依存度の低い歩行を修得することが可能になる。

本発明による歩行訓練システム及び歩行訓練器の実施形態１を示す図である。 実施形態１の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す平面図である。 実施形態１の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す側面図である。 訓練者が歩行訓練器を用いて歩行訓練する際の力を検出する荷重センサを示す図である。 歩行訓練器の手摺りに設けられた力検出ユニットを示す図である。 本発明による歩行訓練システムの制御系を示す図である。 表示装置に表示される歩行訓練中の画像データの表示例を示す図である。 本発明による歩行訓練システムの実証試験の結果を示すグラフである。 実施形態２の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す側面図である。 実施形態３の歩行訓練システム及び歩行訓練器を示す側面図である。 実施形態３の歩行訓練システムのセンサ−把持ユニットを任意の歩行訓練器に連結するためのアタッチメント部を示す分解斜視図である。

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。

〔実施形態１〕
図１は本発明による歩行訓練システム及び歩行訓練器を歩行器に取り付けた実施形態１を示す図である。図２は実施形態１の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す平面図である。図３は実施形態１の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す側面図である。

図１〜図３、図５（Ａ）に示されるように、歩行訓練システム１０は、歩行データ検出ユニット２０と、歩行データ表示ユニット３０とを有する。歩行データ検出ユニット２０は、歩行訓練器５０の左右両側に配置された一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒに設けられた一対のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒと、通信ユニット（通信手段）７０とを有する。尚、一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒは、歩行訓練器５０に固定された構成としても良いし、あるいは歩行訓練器５０に対して分離可能な構成としても良い。すなわち、歩行訓練器５０は、本歩行訓練システム専用のものでなくても良く、例えば、既存のものに一対のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒ、及び通信ユニット（通信手段）７０を後から取り付けた構成であっても良い。

歩行訓練器５０は、歩行訓練を行う訓練者Ｐが把持する手摺り５２と、手摺り５２の両端に設けられた一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒと、一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒを支持するフレーム５６と、フレーム５６の底部に設けられた複数の車輪５８とを有する。一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒは、上方からみるとＵ字状に形成された手摺り５２の両端に設けられ、水平方向（後方）に平行に延在しており、手摺りとして訓練者Ｐに把持される。また、訓練者Ｐの正面に位置する手摺り５２の中間位置には、通信ユニット７０が取り付けられている。尚、歩行訓練器５０は、上記構成のものに限らず、例えば、平行棒のように訓練者Ｐの左右両側に把持することができる棒状のものが配置されたものでも良い。

訓練者Ｐは、Ｕ字状に形成された手摺り５２の内側に入り、左右両側に位置する各把持部５４Ｌ、５４Ｒを左手、右手で上方から把持する。そして、訓練者Ｐは、一対のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒによる検出精度を安定させるため、予め指示された方向から各把持部５４Ｌ、５４Ｒを把持しながら歩行訓練を行う。

また、フレーム５６は、手摺り５２を所定高さ位置に支持する支柱５７と、底部に車輪５８を有するＵ字状に形成された車輪支持部５９とを有する。車輪支持部５９は、手摺り５２よりも外側に装架されるため、訓練者Ｐの歩行動作を妨げないように配置されている。

一対のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒは、一対の把持部５４Ｌ、５４Ｒの付け根部分に取り付けられており、訓練者Ｐが把持部５４Ｌ、５４Ｒを押圧する力の大きさに応じた力検出信号を出力する。通信ユニット７０は、例えば、ブルートゥース（Bluetooth:登録商標）シリアル通信などの短距離無線通信技術により送受信可能な通信機である。また、通信ユニット７０は、データ変換部７２と、データ送受信部７４とを有する。データ変換部７２は、２０Ｈｚのサンプリング周期で一対のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒにより検出された力検出信号を取得し、無線信号に変換する。データ送受信部７４は、データ変換部７２により変換された当該無線信号を歩行データ表示ユニット３０のデータ処理装置９０に送信する。また、通信ユニット７０は、データ変換部７２及びデータ送受信部７４に電源供給を行うバッテリ（図示せず）が収納されている。

歩行データ表示ユニット３０は、表示装置（表示手段）８０と、データ処理装置（演算手段）９０とを有する。表示装置８０は、歩行訓練器５０から離れた場所に別体に設けられ、訓練者Ｐが見やすいように大型ディスプレイからなり、且つスタンド８２により所定高さ位置に支持されている。尚、表示装置８０は、訓練者Ｐの位置に応じて画面の向きを回動可能に支持されており、歩行訓練で移動する訓練者Ｐから見やすい方向にリモートコントローラによる手動調整、または内臓カメラの画像データによる訓練者Ｐの位置検出に基づいて自動調整される。

また、データ処理装置９０は、データ送受信部１００と、記憶部１１０と、データ解析部１２０と、画像生成部１３０とを有する。データ送受信部１００は、歩行訓練器５０の通信ユニット７０から送信されたデータ（力検出信号）を受信し、受信信号を保存用データ形式に変換して記憶部１１０に出力する。記憶部１１０は、データ送受信部１００で受信されたデータを時系列データとして順次記憶する。データ解析部１２０は、記憶部１１０に記憶された各データ（力検出信号）を読み出して左右の把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する力分布（力の割合）を演算し、把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する力の差から当該訓練者Ｐの重心位置、左右方向の上体バランス等の歩行訓練中の訓練者Ｐのデータを解析する。画像生成部１３０は、解析結果から表示装置８０に表示するグラフィック（左右の力の差が分かるようにデザインされた判定画像の画像データ）を生成する。

〔荷重センサによる力検出方法〕
図４は訓練者が歩行訓練器を用いて歩行訓練する際の力を検出する荷重センサを示す図である。図４に示されるように、センサユニット６０Ｌ、６０Ｒの各荷重センサ部（力検出手段）６２は、把持部５４Ｌ、５４Ｒの付け根部分（訓練者Ｐの立つ位置より前側の位置）に設けられている。一対の荷重センサ部６２は、歪みゲージ等の力検出センサからなり、把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する荷重に応じて手摺り５２に生じる歪み量に比例した検出信号（電圧）を出力する。尚、センサユニット６０は、把持部５４Ｌ、５４Ｒのどちらでも同じ構成であるので、ここで、右側の把持部５４の作用について説明する。

一対の荷重センサ部６２は、把持部５４Ｒより前側に位置する手摺り５２の外周の上側と下側に直接貼り付けられている。訓練者Ｐの右手が把持した把持部５４Ｒには、上方から下方に向けて力Ｆが作用する。訓練者Ｐは、歩行訓練を行う場合、脚の動きがスムーズに行えないと、把持部５４Ｒに体重をかけ脚にかかる重みを軽減しようとするため、把持部５４Ｒに作用する力Ｆが大きくなる。尚、当該訓練者Ｐによる歩行訓練時、手摺り５２への依存は左右で同一になるとは限らないため、左右それぞれの手摺り５２の把持部５４Ｌ、５４Ｒにおいて別個に手摺り依存荷重（力Ｆ）を計測する。

手摺り５２に生じる歪み量εは、歪み計測点Ｍ１（荷重センサ部６２の位置）から訓練者Ｐが力Ｆ（Ｎ）を付与する荷重重心位置Ｍ２までの距離Ｌと、荷重量（力Ｆ）の積に比例する。歪み量εと荷重量（力Ｆ）に関して次式（１）の関係が成立する。

Ｆ＝Ｃ・ε／Ｌ ・・・（１）
尚、Ｃは本実施形態１で使用する歩行訓練器５０の固有の変換係数である。距離Ｌを正確に計測するため、距離Ｌ１と距離Ｌ２に分割して考える。距離Ｌ１は、手の荷重重心位置Ｍ２から訓練者Ｐの手の前側端面までの距離である。また、距離Ｌ２は、歪み計測点Ｍ１から訓練者Ｐの手の前側端面までの距離である。これらの距離Ｌ１、Ｌ２を式（１）に代入すると次式が得られる。

Ｆ＝Ｃ・ε／（Ｌ１＋Ｌ２） ・・・（２）
上記式（２）により、変換係数Ｃを予め求めておけば、歩行訓練中の歪み量εと距離Ｌ１、Ｌ２を計測することで手摺り５２に作用する依存荷重量（力Ｆ）を算出することができる。

また、上記距離Ｌ１は、当該訓練者Ｐが歩行訓練器５０を用いて歩行訓練を行う間に随時計測する第１の方法と、定数として処理する第２の方法とがある。第１の方法は、複数の圧力センサを訓練者Ｐの手と手摺り５２との間に挟み、各圧力センサの計測値を比較することで実現できる。しかしながら、手摺り５２は、訓練者Ｐが握るのに適した形状、及び、質感に設計されているため、訓練者Ｐの手の平や訓練者Ｐが触れる手摺り表面に圧力センサを取り付けるのは望ましくない。

また、手摺り５２を把持するときの握力が計測される荷重重心位置Ｍ２に影響するので、圧力センサを手摺り５２に取り付けて距離Ｌ１を計測することは望ましくない。そこで、第２の方法により距離Ｌ１を予め一定値に設定し、手摺り５２への依存荷重を計測する。

また、距離Ｌ１の変動要因を除くため、訓練者Ｐは把持部５４を親指を除く４本指を手摺り５２に対して上方から垂直にして握ることで計測値のばらつきを防止する。

ここで、訓練者Ｐが把持部５４Ｌ、５４Ｒを把持する際、歩行訓練器５０への依存荷重を認識し、歩行状況を把握するために必要な荷重計測の分解能について検討する。訓練者Ｐの歩行訓練器５０に対する依存度が高いほど、手摺り５２への依存荷重は増加する傾向にある。また、訓練者Ｐの歩行訓練器５０に対する依存度が低いほど、手摺り５２への依存荷重は減少する傾向にある。

例えば、痙直型の脳性麻痺児に対して、免荷装置により体重の免荷を行った状態で歩行訓練を実施した研究では、免荷量は体重の約４０％〜６０％程度に設定されている。また、慢性脳卒中患者に対して、免荷装置により体重の免荷を行った状態で歩行訓練を実施した研究では、免荷量が体重の２０％〜３０％程度に設定されている。これらのことから、免荷重や訓練者Ｐが手摺り５２にかける荷重量は、体重に対する割合で評価することが望ましいと考えられる。

そこで、体重と比較するため、目標分解能を１ｋｇ、つまり約１０Ｎの依存荷重を計測するセンサユニット６０を有する本発明の歩行訓練システム１０を用いた実証実験を行った結果、荷重計測の目標分解能が歩行訓練中の訓練者Ｐが手摺り５２への依存荷重を認識し、歩行の状況を把握するのに十分であることを確認した。

手摺り５２への依存荷重は、歩行中に左右で同じ変化を示すとは限らないので、手摺り５２にかかる荷重を左右別に計測する。そこで、荷重センサ部６２を手摺り５２の左右に、上側と下側のそれぞれ一対ずつ貼り付けることで、把持部５４Ｌ、５４Ｒを押圧したときの歪み量を計測する。尚、一対の荷重センサ部６２は、荷重の作用方向が下向きの場合、手摺り５２の上側に貼り付けられた荷重センサ部６２が引張り荷重による歪み量を検出し、手摺り５２の下側に貼り付けられた荷重センサ部６２が圧縮荷重による歪み量を検出する。

また、荷重センサ部６２より出力された電圧値Ｖε（力検出信号）をアンプに通して増幅することで、１０Ｎの分解能で荷重計測が可能になる。さらに、訓練者Ｐによって握りやすい把持位置がことなることから、荷重センサ部６２の計測位置Ｍ１から訓練者Ｐの手の前側位置までの距離Ｌ２を計測し、当該訓練者Ｐの手の横幅の半分の寸法Ｌ１を加算して荷重作用点の位置Ｍ２から計測位置Ｍ１までの距離Ｌを求める。これで、訓練者Ｐによって把持部５４Ｌ、５４Ｒの異なる位置を把持しても手摺り５２にかかる荷重を計測できる。

図５は歩行訓練器５０の手摺り５２に設けられた力検出ユニットを示す図である。図５（Ａ）に示されるように、歩行訓練器５０の手摺り５２は、上方から見るとＵ字状に痙性されており、１つの把持部５４Ｌ、５４Ｒの基端に連結された連結部５５を有する。連結部５５の両端と把持部５４Ｌ、５４Ｒの基端との接続箇所には、センサユニット６０Ｌ、６０Ｒが設けられている。

図５（Ｂ）に示されるように、センサユニット６０Ｌ、６０Ｒは、荷重センサ部６２と、手摺り５２に締結されたベース６４と、把持した手の前側端部までの距離を計測する光測距センサ６６と、光測距センサ６６の上方を覆うようにベース６４の上側に結合されたカバー６８とを有する。荷重センサ部６２は、歪みゲージからなり、手摺り５２の外周の上側と下側に直接貼り付けられているので、図５（Ｂ）ではベース６４の内側に配置されてみえない。

また、光測距センサ６６は、手摺り５２の延在方向（後方の水平方向）に沿うように光を照射して手摺り５２を把持した手からの反射光を捉えて計測位置Ｍ１から訓練者Ｐの手の前側位置までの距離Ｌ２（図４参照）を計測する。そして、光測距センサ６６により計測された距離Ｌ２に、当該訓練者Ｐの手の横幅の半分の寸法Ｌ１を加算して荷重作用点の位置Ｍ２から計測位置Ｍ１までの距離Ｌを算出する。尚、ベース６４及びカバー６８の側面には、光測距センサ６６が光を出射し、反射光を受光するための光通過用の開口（Ｕ字状溝の組み合わせたもの）が設けられている。

また、歩行訓練器５０の手摺り５２は、高さ調整を行う高さ調整機構（図示せず）を有する構成であるので、センサユニット６０Ｌ、６０Ｒが高さ調整機構と干渉しないようにベース６４及びカバー６８により荷重センサ部６２及び光測距センサ６６が保護されている。

図６は本発明による歩行訓練システムの制御系を示す図である。図６に示されるように、訓練者Ｐは歩行訓練を行う場合、両手で歩行訓練器５０の左右両側に装架された把持部５４Ｌ、５４Ｒを把持して押しながら前進する。その際、訓練者Ｐは、正面の表示装置８０に表示された判定画像（データ処理装置９０により生成された歩行訓練中の手摺り依存荷重の偏りを示す画像）をみて、現在の左右の体のバランス及び重心のずれを確認しながら表示装置８０に向かって歩くことになる。そのため、表示装置８０は、訓練者Ｐに対して表示された判定画像を視覚情報としてフィードバックすることができる。従って、訓練者Ｐは、表示装置８０に表示された判定画像をみて、手摺り依存荷重の偏りが生じないように体の姿勢や左右のバランスを修正しながら歩行訓練を行える。

また、歩行訓練器５０に搭載された通信ユニット７０においては、センサユニット６０Ｌ、６０Ｒの荷重センサ部６２により検出された手摺り５２の歪み量ε及び光測距センサ６６により計測された距離Ｌ２の各計測データをデータ変換部７２で無線信号に変換し、データ送受信部７４より無線信号を送信する。

歩行データ表示ユニット３０のデータ処理装置９０のデータ解析部１２０は、通信ユニット７０から送信された各計測データ（ε、Ｌ２）を受信すると、各計測データ（ε、Ｌ２）及び予め設定された当該訓練者Ｐの手の横幅の半分の寸法Ｌ１、及び変換係数Ｃを前述した式（２）に代入して訓練者Ｐが把持部５４Ｌ、５４Ｒに付加する各荷重量（力ＦＬ、ＦＲ）を演算する。

さらに、データ処理装置９０の画像生成部１３０は、上記解析結果から演算された把持部５４Ｌ、５４Ｒに付加する各荷重量（力ＦＬ、ＦＲ）に基づくグラフィック（左右の力の差が分かるようにした画像データ）を生成する。そして、表示装置８０は、画像生成部１３０により生成された画像データ（把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する力分布を示すグラフィック）をリアルタイムで表示する。これにより、訓練者Ｐは、表示装置８０に表示された画像データを視覚情報としてフィードバックされ、歩行訓練中の左右方向の重心位置のずれや、歩行訓練中の左右のバランスなどを視覚的に認識することができる。

図７は表示装置８０に表示される歩行訓練中の画像データの表示例を示す図である。表示装置８０に表示される歩行訓練中の画像データの表示例としては、図７に示される画像データ３００を表示する。この画像データ３００は、手摺り５２を上方からみたＵ字状の擬似手摺り３１０と、把持部５４Ｌ、５４Ｒを把持した位置（荷重が付加された位置）を示す把持マーカ３２０Ｌ、３２０Ｒと、把持部５４Ｌ、５４Ｒに付加する各荷重量ＦＬ、ＦＲの大きさを示す荷重メータ３３０Ｌ、３３０Ｒとを有する。また、荷重メータ３３０Ｌは、緑色で表示され、荷重メータ３３０Ｒは赤色で表示されるため、離れた場所からでも視認しやすい。

擬似手摺り３１０に対する把持マーカ３２０Ｌ、３２０Ｒの表示位置により光測距センサ６６から当該訓練者Ｐが把持部５４Ｌ、５４Ｒを把持した手の前側端面までの距離Ｌ（Ｌ_Ｌ，Ｌ_Ｒ）が認識される。また、荷重メータ３３０Ｌ、３３０Ｒにより、当該訓練者Ｐの左手による荷重（力ＦＬ）と右手による荷重（力ＦＲ）とが認識される。

尚、画像データ３００の表示例としては、図７に示す以外のもの（例えば、荷重の目安となる閾値に対して超過分を赤色、下回る分を緑色で表示させ、荷重を量的に認識できるよう複数のバーの積み重ねで荷重を示す）でも良い。

従って、訓練者が歩行訓練しながら表示装置８０に表示される歩行訓練中の画像データ３００を視認(視覚的フィードバック)することで、左右の手摺り５２の把持部５４Ｌ、５４Ｒへの依存荷重をリアルタイムで訓練者Ｐ自身が確認することが可能になり、訓練者Ｐ自身が左右の手摺り５２への依存に気付いて自ら補正して偏りや手摺り依存荷重を減らし、より依存度の低い歩行を修得することが可能になる。

〔歩行訓練システム１０の実証実験〕
ここで、条件の異なる訓練者による歩行訓練システム１０の実証実験について説明する。尚、当該実証実験では、歩行障害を有する脳性麻痺患者（ＣＰ１）１名と、自立歩行が可能な健常者（ＨＰ１）１名による歩行訓練による手摺り依存荷重の実証実験を行った。尚、本実験では、訓練者が予め決められた所定距離（例えば、１０ｍの直線距離）を歩行訓練した際の依存荷重データを記録した。

図８は本発明による歩行訓練システムの実証試験の結果を示すグラフである。図８（Ａ）は脳性麻痺患者（ＣＰ１）による表示装置８０を使用しない場合の手摺り５２の歪み量εから演算された荷重ＦＬ，ＦＲの変化を時系列的に示す実験結果である。図８（Ｂ）は脳性麻痺患者（ＣＰ１）による表示装置８０を使用しない場合の荷重の大きさの分布を示すヒストグラムである。図８（Ａ）（Ｂ）に示されるように、脳性麻痺患者（ＣＰ１）による歩行訓練を歩行訓練器５０で行い、且つ表示装置８０を使用しない場合、当該訓練者（ＣＰ１）が把持部５４Ｌ、５４Ｒをかなり強く押しており、手摺り５２に対する両手による荷重が増大していることが分かる。また、当該訓練者（ＣＰ１）は、右側の手摺り依存荷重の最大値が左側よりも大きいことが分かる。

尚、把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する荷重（力の大きさ）は、当該訓練者Ｐの体重や筋力によって個人差があるものの、当該訓練者Ｐの重心が体の中心にあれば、歩行訓練中に作用する荷重が左右でバランス（釣り合う）ため、ほぼ同じ大きさの力となる。

図８（Ｃ）は脳性麻痺患者（ＣＰ１）による表示装置８０を使用した場合の手摺り５２の歪み量εから演算された荷重ＦＬ、ＦＲの変化を時系列的に示す実験結果である。図８（Ｄ）は脳性麻痺患者（ＣＰ１）による表示装置８０を使用した場合の荷重の大きさの分布を示すヒストグラムである。図８（Ｃ）（Ｄ）に示されるように、脳性麻痺患者（ＣＰ１）による歩行訓練を歩行訓練器５０で行い、且つ表示装置８０による画像表示を使用した場合、表示装置８０に画像データ３００（図７参照）が表示される。画像データ３００には、図８（Ｃ）に示す荷重ＦＬ、ＦＲの変化が荷重メータ３３０Ｌ、３３０Ｒの長さの変化として表示されるため、訓練者は歩行訓練中の左右の荷重変化をリアルタイムで視認することが可能である。

そのため、当該訓練者（ＣＰ１）は、表示装置８０に表示された画像データ３００を視認（視覚情報フィードバック）すると同時に、歩行訓練中の手摺り依存荷重の偏りと大きさを認識して手摺り依存荷重の偏りが小さくなる方向に体重移動を行って自動的に修正することになる。その結果、把持部５４Ｌ、５４Ｒへの荷重が大幅に小さくなり、表示装置８０による画像データ３００の視覚情報フィードバックを使用しない場合よりも手摺り５２に対する両手による手摺り依存荷重が減少していることが分かる。

図８（Ｅ）は健常者（ＨＰ１）による表示装置８０を使用した場合の手摺り５２の歪み量εから演算された荷重ＦＬ、ＦＲの変化を時系列的に示す実験結果である。図８（Ｆ）は健常者（ＨＰ１）による表示装置８０を使用した場合の荷重の大きさの分布を示すヒストグラムである。図８（Ｅ）（Ｆ）に示されるように、健常者（ＨＰ１）による歩行訓練を歩行訓練器５０で行い、且つ表示装置８０に表示される画像データ３００の視覚情報フィードバックを使用した場合、当該訓練者（ＨＰ１）自身が歩行訓練器５０に頼らないで歩行訓練を行えるので、手摺り依存荷重の偏りが小さいことが分かる。その結果、脳性麻痺患者（ＣＰ１）よりも把持部５４Ｌ、５４Ｒへの荷重が大幅に小さくなり、手摺り５２に対する手摺り依存荷重がかなり減少していることが分かる。また、当該訓練者（ＨＰ１）は、左右の手摺り依存荷重がほぼ同じ大きさであることから、重心が体の中心にあることが分かる。

〔実施形態２〕
図９は実施形態２の歩行訓練システム及び歩行訓練器で歩行訓練を行う様子を示す側面図である。尚、図９において、前述した実施形態１と同一部分には、同一符号を付してその説明を省略する。図９に示されるように、歩行訓練システム４００では、通信ユニット７０の上面に小型液晶モニタ４１０が設けられている。この小型液晶モニタ４１０は、訓練者Ｐの正面に設けられ、データ処理装置９０の画像生成部１３０で生成された画像データ（把持部５４Ｌ、５４Ｒに作用する力分布）を受信して当該画像データを表示する。そのため、訓練者Ｐは、表示装置８０から離れた場所にいても小型液晶モニタ４１０に表示された画像データ３００を同様に視認（視覚情報フィードバック）することが可能になる。また、訓練者Ｐが表示装置８０と反対方向に移動する場合でも小型液晶モニタ４１０に表示された画像データ３００を視認しながら歩行訓練を行える。従って、訓練者は、何処にいても歩行訓練中の手摺り依存荷重の偏りによる左右の荷重変化をリアルタイムで視認することが可能である。

上記実施形態では、歩行障害を有する訓練者を対象に歩行訓練を行う場合について説明したが、これに限らず、本歩行訓練システムは、例えば、訓練者が歩行動作を補助する動作補助装置を装着してモータトルクを股関節や膝関節に伝達されながら歩行訓練を行う場合にも有効である。

〔実施形態３〕
図１０は実施形態３の歩行訓練システム及び歩行訓練器を示す側面図である。図１１は実施形態３の歩行訓練システムのセンサ−把持ユニットを任意の歩行訓練器に連結するためのアタッチメント部を示す分解斜視図である。

図１０に示されるように、実施形態３の歩行訓練システム５００は、アタッチメント部（連結手段）５１０を介して左右一対のセンサ−把持ユニット５２０を既存の歩行訓練器（歩行器、平行棒など）５０Ａの手摺り５２の左右両側に連結して使用することができる。歩行訓練器５０Ａは、既に販売されているもの、あるいは一般的な歩行器として製造されたものであり、一対のセンサ−把持ユニット５２０を適宜取り付けることで、実施形態１、２と同様に、歩行訓練中の画像データ３００を視認(視覚的フィードバック)しながら歩行訓練が行える。

図１１に示されるように、アタッチメント部５１０は、歩行訓練器５０Ａの手摺り５２に固定される固定具であり、二分割可能な構成である。また、アタッチメント部５１０は、上半体５１０Ａと下半体５１０Ｂとを有し、上半体５１０Ａ及び下半体５１０Ｂのフランジ部５１２をボルト、ナットなどの締結部材により連結されることで、手摺り５２に固定される。

センサ−把持ユニット５２０は、センサボックス５３０と、丸棒状に形成された把持部５４０とを有する。センサボックス５３０は、内部に、前述したセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒの荷重センサ部６２及び光測距センサ６６と、通信ユニット７０とが収納されている。また、センサ−把持ユニット５２０は、アタッチメント部５１０の上半体５１０Ａの上面５１４にボルト、ナットなどの締結部材により固定されることで、アタッチメント部５１０を介して手摺り５２に固定される。

また、センサ−把持ユニット５２０においては、センサボックス５３０のセンサユニット６０Ｌ、６０Ｒ（荷重センサ部６２）により検出された把持部５４０の歪み量ε及び光測距センサ６６により計測された距離Ｌ２の各計測データをデータ変換部７２で無線信号に変換し、データ送受信部７４より無線信号を送信する。そして、データ処理装置９０は、歩行訓練中の画像データ３００（図７参照）を生成して表示装置８０に出力する。

従って、訓練者Ｐは、前述した実施形態１、２と同様に、表示装置８０に表示された判定画像をみて、手摺り依存荷重の偏りが生じないように体の姿勢や左右のバランスを修正しながら歩行訓練を行える。よって、訓練者Ｐは、表示装置８０に表示される歩行訓練中の画像データ３００（図７参照）を視認することで、手摺り依存荷重の偏りによる左右の荷重変化を修正することを修得できる。

そのため、新たに歩行訓練器を購入することなく、既存の歩行訓練器５０Ａを用いて本歩行訓練システム５００を導入することが可能になる。

１０、４００、５００ 歩行訓練システム
２０ 歩行データ検出ユニット
３０ 歩行データ表示ユニット
５０、５０Ａ 歩行訓練器
５２ 手摺り
５４Ｌ、５４Ｒ 把持部
５６ フレーム
５８ 車輪
６０Ｌ、６０Ｒ センサユニット
６２ 荷重センサ部
６４ ベース
６６ 光測距センサ
６８ カバー
７０ 通信ユニット
７２ データ変換部
７４ データ送受信部
８０ 表示装置（表示手段）
９０ データ処理装置（演算手段）
１００ データ送受信部
１１０ 記憶部
１２０ データ解析部
１３０ 画像生成部
３００ 画像データ
３１０ 擬似手摺り
３２０Ｌ、３２０Ｒ 把持マーカ
３３０Ｌ、３３０Ｒ 荷重メータ
４１０ 小型液晶モニタ
５１０ アタッチメント部
５２０ センサ−把持ユニット
５３０ センサボックス
５４０ 把持部

Claims (4)

1. 歩行訓練を行う歩行訓練器に取り付けられ、手摺りの左右両端に配置されて訓練者に把持される一対の把持部と、
   前記一対の把持部に作用する荷重に応じて前記手摺りに生じる歪み量に比例した検出信号を出力する一対の力検出手段と、
   前記一対の力検出手段による歪み計測点から前記訓練者が前記一対の把持部を把持した左右の手の前側端部までの距離をそれぞれ計測する光測距センサと、
   前記光測距センサによる各計測結果に基づいて、前記一対の力検出手段による歪み計測点から前記訓練者が力を付与する荷重重心位置までの距離を左右それぞれ算出した後、当該各算出結果と前記一対の力検出手段により検出された検出信号とに基づいて、前記手摺りに左右の前記把持部に作用する荷重量を演算する演算手段と、
   前記歩行訓練器と別体に設けられ、前記演算手段により演算された左右の前記把持部に作用する荷重量に基づいて、前記訓練者から視認できるように前記一対の把持部の力分布を表示する表示手段と、
   を備えたことを特徴とする歩行訓練システム。
2. 前記訓練者の正面に位置する前記手摺りの中間位置にモニタが設けられ、
   前記モニタは、前記演算手段により演算された前記一対の把持部の力分布を表示する
   ことを特徴とする請求項１に記載の歩行訓練システム。
3. 前記訓練者が使用する任意の歩行訓練器の把持部に前記力検出手段を連結する連結手段を備えたことを特徴とする請求項１または２に記載の歩行訓練システム。
4. 前記一対の把持部を有する手摺りと、
   前記手摺りを支持するフレームと、
   前記フレームの底部に設けられた複数の車輪と、
   を備えた歩行訓練器であって、
   請求項１〜３の何れかに記載の歩行訓練システムが取り付けられた歩行訓練器。

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