JP6340528B2 - Bmi運動補助装置 - Google Patents

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本発明は、四肢が不自由な人を補助するBMI運動補助装置に関する。運動補助装置は装具、義肢を含む概念である。運動補助装置を使用する者を使用者と呼ぶ。
脳・神経の活動に由来する生体信号を用いて機械の操作を可能とするブレイン‐マシン・インタフェース(BMI)(ブレイン‐コンピュータ・インタフェース(BCI)とも呼ばれる)の技術を用いて、脳卒中や脊髄損傷などにより四肢が不自由となった人の運動をサポートする装具または義肢(BMI運動補助装置)が、現在精力的に研究・開発されている。
脳波(electroencephalography, 以下EEG)を検出し、使用者が行おうとする運動を識別し、それに合わせて腕の動き、手の開閉をサポートする装具として、神作らのグループによるBOTAS(非特許文献1)がある。
表面筋電位(surface electromyography, 以下EMG)を検出し、使用者の運動を識別し、上肢あるいは下肢運動のサポートをする装具(特許文献1, 2, 3, 4)がある。
脳波を検出して、リハビリ装置として用いる装具も提案されている(特許文献5, 6)。
BMI型装具をリハビリ装置として使用する場合、患者が麻痺肢をある程度動かせるようになってきたところで、装具のアシストに頼らない動作を促すことが望ましい。上肢を麻痺した片麻痺患者にあえて麻痺手のみを使用させるCI療法(constraint induced movement therapy)が成果を上げている(非特許文献2)。
脳波(EEG)には運動と直接関係のない脳活動の影響も含まれるため、十分な精度で動作の識別を行うためには、使用者が運動を行おうとしてから数秒程度を識別のための脳波計測に費やす必要があり、動作の遅れが生じていた。また対象とする動作の種類を、あらかじめ登録した数種類の動作に限定する必要があった。これらは、患者の意図する動作とアシスト中実現される動作の差を広げるので、センスオブエージェンシ(sense of agency、ある運動の動作主が自分であるという感覚)の低下につながり、リハビリ訓練にとって好ましくないと考えられる。
片麻痺患者が、BMI型装具を使用するにつれ、初めは見られなかった麻痺手のEMGが観測されるようになった例も示されている(非特許文献3)。
表面筋電位(EMG)は、筋へ送られる神経の指令を皮膚表面上から計測したもので、ほぼ運動に関係した情報のみが含まれている。健常者の肩・肘の動作を、EMGとニューラルネットを用いて遅れ・動作の限定なしで推定している例もある(非特許文献4)。
特許第4178185号「装着式動作補助装置、及び装着式動作補助装置における駆動源の制御方法、及びプログラム」 特許第4742263号「歩行補助装置」 特許第5075783号「歩行補助装置の制御装置」 特許第5234542号「筋骨格系モデル作成装置および該方法、筋骨格系機構制御装置ならびに筋骨格系機構システム」 特許第4618795号「リハビリ装置」 特許第5075777号「リハビリテーション装置」 特許第5277405号「脳波測定用電極、脳波測定用電極付きキャップ及び脳波測定装置」
Front. Neurosci. 2013 Sep;7(172):1-10 JAMA 2006 Nov;296(17): 2095-2104 Ann. Neurol. 2013 July;74(1):100-108 Biol. Cybern. 1995 Sep;73(4):291-300
新規な機能を備えたBMI運動補助装置を提供する。
本発明の1観点によれば、
使用者の脳波(EEG)から脳波生体信号を測定し、使用者の表面筋電位(EMG)から表面筋電位生体信号を測定し、両生体信号に基づいて制御信号を演算する、BMI運動補助装置
が提供される。
脳波(EEG)と表面筋電位(EMG)とを用いて制御信号を生成することにより、より信頼性の高い制御が可能になる。
装具の場合は、使用者の回復度に応じた対応が可能となる。
図1は、BMI運動補助装置を示す斜視図である。 図2は、BMI運動補助装置の構成要素のブロック図である。
11 EEG用電極、12 EMG用電極、20 前段回路、30 演算部、40 コントローラ、45 電源供給装置、50 刺激用アタッチメント、60 アクチュエータ、70 出力端子。
BMI運動補助装置のアクチュエータを制御するための制御信号を、使用者の脳波(EEG)から計算される連続的な制御信号(1種あるいは複数種の実数又は実数のベクトルであらわされる制御信号、例としてモータのトルクや回転速度があり、アクチュエータのON/OFF等の連続的でない信号は外れる)と、使用者の表面筋電位(EMG)から計算される連続的な制御信号(1種あるいは複数種)をもとに、それぞれの生体信号から抽出される特徴量(状態を近似的に表すと考えられる量、例としてEEGの視覚刺激点滅周波数におけるパワー、EMGから計算される筋活性度がある)に応じて新たに連続的な制御信号を計算することを介して提供することを想定する。
EEGあるいはEMGの特徴量の大きさ(1次元の場合は絶対値、多次元の場合はノルム)が大きいほど、対応する制御信号の影響が出力において強くなるように計算を行うことが望ましい。
また、装具の場合、出力される制御信号をトルクとし、EMGから推定された麻痺の回復度が上がるにつれて出力されるトルクが小さくなるようにすることが望ましい。
また、EEGとEMGから抽出された特徴量を表す信号を入力とし、EEGの特徴量から制御信号を演算する部分と、EMGの特徴量から制御信号を演算する部分と、これら2つの演算部分の出力をもとにアクチュエータの制御信号を演算する演算部分を備え、計算結果を他の機器に与えることができるようにすることを想定する。
さらに、上記の制御信号演算機構と、EEGとEMGを計測する生体信号測定部と、使用者の関節を動かすアクチュエータと、アクチュエータを制御信号に基づき制御するコントローラを備え、生体信号測定部が測定した生体信号に基づいて計算された制御信号に基づきコントローラがアクチュエータを制御するBMI運動補助装置を提供することを想定する。
装具の場合、EMGによるアシストトルク計算値を出力に影響させることにより、回復につれてEMGがより強く発生するようになった患者に対しては、より運動意図が細かく反映されるアシストを提供することができる。
また、装具の場合、麻痺が回復するにつれてBMI型装具が与えるアシストを小さくすることにより、患者自身の力による動作を促し、回復効果を促進することが望ましい。
以下、肘関節のアシストを行うBMI運動補助装置を説明する。
図1に示すように、BMI運動補助装置は、EEGとEMGを計測するための電極11,12および前段回路20、演算部30、アクチュエータを制御信号に基づき制御するコントローラ40、使用者の関節を動かすアクチュエータ60、電源供給装置(バッテリなど)45、SSVEP誘発用LEDパネル等の刺激用アタッチメント50、等で構成される。
図2にブロック図を示す。
電極10は、頭部に装着するEEG用電極11を3つ(接地電極、リファレンス電極、後頭部のEEGを測定する電極)、上腕に装着するEMG用電極12を2つ(肘の屈筋のEMGを測定する電極、肘の伸筋のEMGを測定する電極)用意する。電極の固定は、頭部に関しては電極ホルダー付きのキャップ、上腕に関してはアームスリーブで行う。電極としては、例えば特許文献7の実施例で示されているグリースを用いるものを用いる。
SSVEP誘発用LEDパネル50は、運動補助装置使用時は常時点灯しており、一定の周波数(たとえば8Hz)で色を周期的に切り替える。運動補助装置の使用者がLEDパネルを見ると使用者の脳にSSVEPが発生するため、これをEEG電極で捕らえることでBMI運動補助装置へのEEG入力とすることができる。
前段回路20は、EEG用前段回路21、EMG用前段回路22を含み、それぞれ、EEG電極11から得られた生体信号sig1、EMG電極12から得られた生体信号sig2を増幅し、ノッチフィルタなどにより交流電源などによるノイズを低減し、生体信号として出力する。
演算部30は、EEG生体信号から制御信号を演算する第1演算部31と、EMG生体信号から制御信号を演算する第2演算部32と、これら2つの演算部の出力をもとにアクチュエータの制御信号を演算する第3演算部33を含む。演算部30は、一定の周期で運動補助装置に供給するトルクを求め、それを電気的信号として出力する。
アクチュエータのコントローラは、演算部30が出力するトルク計算値を電気的信号の形で受け取り、アクチュエータのトルクがその計算値と近くなるようにアクチュエータに対して電流を与える。すでに市販されているモータコントローラを、このコントローラとして使用できる。
アクチュエータは、運動補助装置の肘関節部分に一つ装着される。たとえばDCモータに適当な減速比のギアボックスを備え付けたものを使用することができる。
第1演算部31は、例えば非特許文献1の材料及び方法(MATERIALS AND METHODS)の項に開示されている1チャンネルのEEGによるものを使用する。このSSVEPを用いた制御信号計算部の出力は、運動補助装置の関節に与えるトルクτEEGの計算値とし、使用者がSSVEP誘発用LEDパネルを見ることでトルクを増加させることができるようにする。また、後述する制御信号の混合に使用するため、以下のSSVEPの活性度AEEGを出力する。
EEG = WSSVEPS(fSSVEP
ただし
は適当な定数、
は直近のある一定時間のEEGから計算された周波数
におけるパワー、
はSSVEPを発生させるために用いる点滅刺激の周波数である。
第2演算部32は、例えば特許文献4の実施形態として開示されているものを使用する。出力は、運動補助装置の関節に与えるトルクの計算値である。同時に、制御信号の混合と、回復度の推定に用いるため、EMGの活性度AEMGを出力する。
(1)
ただし
はEMGの総チャンネル数、
はチャンネルごとに設定する適当な定数、
は第
チャンネルのEMGを全波整流したのち適当なローパスフィルタをかけたものの現在値である。
第3演算部33では、第1、第2演算部31、32の出力するトルクτEEG,τEMGと活性度AEEG,AEMGから、混合トルクτmixedを演算する。
(2)
ただし

はそれぞれEEG、EMGをもとに第1、第2演算部31,32が出力したトルクである。活性度を重みとして、脳波(EEG)に基づいて演算されたトルクと表面筋電位(EMG)に基づいて演算されたトルクの重みづけ平均を得ている。
義肢の場合、τmixedは、アクチュエータのトルクとする。
装具の場合、麻痺が回復してくると、表面筋電位EMGが増加してくる傾向がある。EMGの活性度を用いて以下のように回復度を計算する。
(3)
ただしh(x)は、0から1までの範囲(0と1を含んでも含まなくてもよい)の数値をとる単調増加関数(例えばシグモイド関数)、AEMGバーはAEMGに対し適当なローパスフィルタを掛けたものの現在値、Aは適当な定数である。
混合トルクと回復度を結合して、出力トルクとする。
(4)
この出力は、アクチュエータ60に供給され、さらに他の機器にも供給できるように、出力端子70に供給される。
なお、上記の活性度の計算、回復度の計算、各コントローラの出力の混合、出力の計算における具体的な式はあくまで制限的意義を有しない例示であり、他の式を用いてもよい。SSVEPの代わりに、あるいはSSVEPと同時に、運動イメージによるBMIを用いた運動補助装置コントローラを使用することもできる。
運動補助装置を制御する出力(上記実施例ではトルク)が、脳波(EEG)と表面筋電位(EMG)との複合関数として形成される。表面筋電位(EMG)が微弱な場合は、主として脳波(EEG)による制御が可能である。表面筋電位(EMG)が強くなると、主として表面筋電位(EMG)による制御が可能である。さらに、装具の場合、表面筋電位(EMG)の活性度から回復度を判断し、出力を弱めることも可能となる。

Claims (4)

  1. 使用者の脳波(EEG)から脳波生体信号を検出し、使用者の表面筋電位(EMG)から表面筋電位生体信号を検出する検出回路と、
    両生体信号に基づいて制御信号を演算する演算部と、
    を有し、
    前記制御信号が活性度とトルクを含み、前記演算部は、脳波(EEG)、表面筋電位(EMG)から、それぞれ、活性度とトルクを演算し、活性度を重みとして、トルクの重みづけ平均を供給する、BMI運動補助装置。
  2. 前記BMI運動補助装置が装具であり、前記演算部は、さらに、EMGから回復度を演算し、回復度が上がるにつれてトルクの値を小さくすることを特徴とする請求項1に記載のBMI運動補助装置。
  3. さらに、EEGとEMGを計測する生体信号測定部と、使用者の関節を動かすアクチュエータと、アクチュエータを制御信号に基づき制御するコントローラとを備える、請求項1または2に記載のBMI運動補助装置。
  4. 脳波(EEG)を表す信号、及び表面筋電位(EMG)を表す信号を受ける入力端子と、EEGを表す信号から第1処理信号を演算し、EMGを表す信号から第2処理信号を演算し、これら2つの処理信号に基づいて、アクチュエータの制御信号を演算する演算部とを備え、演算部の演算結果を外部に出力する出力端子を有する、BMI運動補助装置の制御信号生成機構。
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