JP6587451B2 - 筋力増強システム - Google Patents

Description

本発明は、主に体幹及び下肢筋群の筋力増強、機能回復等のために用いる筋力増強システムに関する。

一般的に高齢者は加齢に伴い筋量や筋力が低下するが、特に、加齢による筋量低下はサルコペニア、筋力低下はダイナペニアとされ、その改善や予防のために近年様々な研究が行われている。その中で、筋力低下（ダイナペニア）は筋量低下（サルコペニア）よりも進行が速く、この筋力低下の方が高齢者のＱＯＬに大きな影響を及ぼすとの報告もなされている。即ち、この筋力低下は、転倒や骨粗鬆症性骨折リスクを増大させ、障害や死亡リスクが高くなるだけでなく、転倒により大腿骨頚部など下肢の骨折や腰椎の圧迫骨折が引き起こされると身体機能が著しく損なわれ、長期臥床を強いられて寝たきりの一因となる。近年世界的な高齢化が社会問題となっており、サルコペニアやダイナペニアの改善および予防のために対策を講じることは喫緊の課題となっている。

高齢者は加齢や不活動によって筋繊維の再生能力が低下するために速筋繊維が選択的に委縮する。速筋繊維が委縮して一旦筋力が低下してしまうとこれを回復することは極めて困難な状況となる。特に、筋力が低下した高齢者は、速筋を鍛錬することを主目的とした運動やトレーニングのメニューをこなすことは困難であり、一旦低下した筋力を回復させることは事実上不可能である。

そこで、本件出願人は、下記特許文献１に開示される筋力増強システムを考案している。該システムは、速筋及び遅筋双方に対する運動効果を向上させると共に、転倒リスクを回避しつつバランス能力の訓練を安全に行えるようにすること等を目的として、使用者が搭乗する搭乗板の移動に対応して使用者の腰部と下肢の少なくとも一部位に電気刺激を付与する電気刺激併用型運動装置を使用し、被験者に対する運動刺激の作用状況を検出する運動刺激検出手段と、運動刺激により収縮している被験者の筋に刺激電流を通電する電気刺激手段と、前記運動刺激検出手段の信号に応じて前記電気刺激手段の出力を制御する電気刺激制御手段と、前記電気刺激手段による通電が休止してから次に通電が開始されるまでの間の任意の期間で被験者の筋電を検出する筋電検出手段と、検出した筋電波形を解析する筋電波形解析手段と、で構成されることを特徴とする筋力増強システムである。

一方、トレーニングやリハビリテーション実施後は、その効果を検証するための評価が重要であり、筋力測定の他、筋群の収縮状況を評価する筋電測定等が広く行われており、筋群の収縮状況の評価は、複数の部位で筋電測定を実施することが望ましい。しかし、上記のような電気刺激併用型運動装置のように電気刺激によって収縮した複数の筋に対して筋電測定を行うと、各部位の電気刺激のノイズも検出してしまい純粋な筋収縮のデータを検出することができないので、電気刺激による筋収縮に対して筋電測定を実施するに当たっては、各部位の電気刺激のノイズを検出することなく、筋電測定が可能なシステムの確立が望まれていた。

特願２０１４−０２２０１７

本発明は上記問題に鑑みて、電気刺激を併用した運動において、その運動効果や筋肉の質を多部位に亘って評価できる筋力増強システムを提供することにある。

即ち、請求項１記載の発明は、収縮している被験者の筋に刺激電流を通電する複数の電気刺激手段と、前記電気刺激手段による通電が休止してから次に通電が開始されるまでの間の任意の期間で筋電を検出する複数の筋電検出手段と、基本クロック生成手段と、外部トリガ信号に応じて前記基本クロック生成手段で生成された基本クロックに基づいて前記複数の電気刺激手段と前記複数の筋電検出手段の動作のタイミングの同期制御を開始する主制御部と、前記外部トリガ信号の発信から前記電気刺激手段が前記刺激電流を出力するまでの時間を設定する操作部と、を有することを特徴とする筋力増強システムである。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、前記外部トリガ信号は、前記筋電検出手段で検出された筋電が予め設定された閾値を越えた際の信号である。

請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、前記外部トリガ信号は、スイッチが投入された際の信号である。

請求項４に記載の発明は、請求項１ないし３のいずれかに記載の発明において、検出した筋電波形を解析する筋電波形解析手段を備え、前記筋電波形解析手段による解析結果から、速筋と遅筋の活動の割合を推定する。

請求項５に記載の発明は、請求項１ないし４のいずれかに記載の発明において、被験者の姿勢制御能力を判定する姿勢制御解析手段を備える。

請求項１記載の発明によれば、基本クロックに基づいて、複数の電気刺激手段と、複数の筋電検出手段の作動のタイミングを主制御部にて同期制御できる為、他の電気刺激手段のノイズが混入することなく、正確な筋電検出と電気刺激を複数同時に行える。これにより、例えば大腿部の前後左右、及び下腿部の前後左右の計8CHに対し、同時に、かつ同期させながら電気刺激と筋電検出を行うことができる。

また、外部トリガ信号の発信のタイミングを設定することで、複数の電気刺激の付与と、複数の筋電検出の開始を自由に設定することができ、例えば、電気刺激を被験者に付与するタイミングを設定できると共に、外部トリガ信号と筋電データを関連付けし、記録しておけば、どの段階での運動の筋電データか把握でき、筋力訓練の実施による筋力増強の結果などを時系列で筋電解析を実施したい場合など、作業が容易になる。

請求項２記載の発明によれば、筋電検出を実施し始めた段階、つまりは被験者が筋力訓練を開始した時点から、自動的に複数の電気刺激の付与と、複数の筋電検出が開始されるので、被験者は複数の電気刺激手段と、複数の筋電検出手段を装着するだけで、その後なんら操作することなく筋力増強システムを利用できる。

また、外部トリガ信号が筋電検出手段で検出された筋電データであれば、例えば被験者にバランス訓練を促すような筋力訓練装置や、運動検知検出手段を必要としない為、訓練の為に装置を購入したり、設置するスペースを考慮したり、または装置がある施設に通ったりする必要がなく、例えば歩行や、スクワットなどの訓練で効率よく筋力を増強することができる。

請求項３記載の発明によれば、セラピストが訓練中の被験者を観察しながら、外部トリガ信号を発信するスイッチを押して、電気刺激付与と筋電検出のタイミングを筋力増強システムへ指示でき、麻痺等によって筋電が発現しにくい患者に対しても、効率よく筋力を増強することができる。

請求項４記載の発明によれば、検出した複数の筋電波形を解析する筋電波形解析手段を備え、前記筋電波形解析手段による解析結果から速筋と遅筋の活動の割合を推定するので、該割合の経時的変化や健常者等との比較評価により、筋肉の質という側面からダイナペニアの進行度合いや電気刺激併用運動の効果検証を行うことが可能となる。即ち、加齢や不活動に起因する速筋の選択的委縮は、筋量や筋力が低下するだけでなく筋肉の質そのものが変化していると考えられ、速筋と遅筋の活動の割合を筋肉の質と定義し、この継時的変化を比較評価することにより、ダイナペニアの進行度合いや電気刺激併用運動の効果検証を行うことが可能となり、高齢者の筋力低下の改善と予防効果が期待できる。

請求項５記載の発明によれば、被験者の姿勢制御能力を判定する姿勢制御解析手段を備えているので、筋肉の質の評価に加えて転倒リスクの評価、改善、予防が期待できる。即ち、姿勢制御解析結果と筋電解析結果と併せて評価することにより、より高精度な筋の質の評価や、バランス能力の評価ができ、筋力増強と姿勢制御両面から転倒予防効果が期待できる。

本発明の実施例１の装置を用いた筋力増強システムの構成図である。 本発明の実施例１の筋力増強システムの回路等の構成図である。 本発明の実施例１の筋力増強システムの信号出力波形の例である。 本発明の実施例２の筋力増強システムの回路等の構成図である。 本発明の実施例２の筋力増強システムの信号出力波形の例である。

図１ないし図３を参照して、本発明における筋力増強システム１の実施例１を説明する。実施例１は、被験者に運動刺激を作用させる荷重立位揺動運動装置２１と、電気刺激手段４０、電気刺激制御手段４１、筋電検出手段５０が内蔵されると共に、荷重立位揺動運動装置２１、電気刺激手段４０、筋電検出手段５０等の連動を司る主制御部１１を備える制御装置１０と、検出した各種データを記録する記録手段６２と筋電波形解析手段６３等を備える記録解析装置６０と、荷重立位揺動運動装置２１や制御装置１０を遠隔操作することができる無線リモコン９とで構成されている。尚、他の実施例として、本実施例に付加して、荷重立位揺動運動装置２１に搭乗した被験者Ｍの床反力を測定する床反力計７１と、姿勢制御状況を運動学的に解析する動作解析プログラム８２等で構成される姿勢制御解析手段７０を設けてもよい。

図１及び図２に示す通り、荷重立位揺動運動装置２１は、被験者Ｍが搭乗する搭乗板２５を駆動機構部２６により水平方向に強制的に往復移動させる。駆動機構部２６は、揺動制御部２２から入力される各種信号に基づいて駆動され、本実施例において搭乗板２５の揺動周期は０．３〜３Ｈｚで調節可能であり、更に時々刻々と揺動周期を変化させることも可能に構成されている。尚、搭乗板２５は水平方向の往復移動としているが、例えば移動方向や移動量を可変にしたり、任意の方向に傾斜させたり、搭乗板２５を分割して左右肢別々の動きができるようにするなど、被験者Ｍの姿勢を保持するための筋収縮が得られる運動刺激が得られれば、搭乗板２５の動きの態様は例示された態様や構造に限定されるものではない。

荷重立位揺動運動装置２１には、被験者Ｍに対する運動刺激の作用状況を検出するため、搭乗板２５の反転のタイミングを検出する揺動反転検出手段２４が運動刺激検出手段２３として設けられている。揺動反転検出手段２４は、具体的には駆動機構部のモータと連動するエンコーダ、搭乗板２５の反転位置に設けられるリミットスイッチなどが考えられるが、この構成に限定されるものではなく、搭乗板２５の位置や速度、或いは駆動機構部２６の作動状況を把握できる各種センサー類を設けて、運動刺激の作用状況を検出するようにしてもよい。図２に示すように、揺動反転検出手段２４で検出された信号は、電気刺激や筋電検出のタイミングを設定する外部トリガ信号として主制御部１１に送信される。

外部トリガ信号とは、各種スイッチからの信号、加速度や関節角度、荷重等を検出するセンサーからの信号、或いは動作解析に用いるマーカー等を被験者Ｍに携帯または装着して、リアルタイムに運動刺激の作用状況を検出した際の信号でもよい。また、機器を用いる運動であれば、使用する機器の作動を物理的変化量として検出できる、荷重、加速度、光等のセンサーを設けて検出し、信号を送信できるようにしてもよい。

また、図１に示すように、荷重立位揺動運動装置２１には、被験者Ｍの該装置による運動中の転倒事故を防止するために手摺３０や懸架部３１が設けられる。手摺３０は、運動中に被験者Ｍが自ら把持することにより立位姿勢を保持し転倒を防止するものである。また、懸架部３１は、支柱部３２と装具３３で構成され、被験者Ｍに装着した装具３３のベルト部３４を懸架部３１に接続することによって被験者Ｍの立位を保持する。尚、ベルト部３４は、被験者Ｍの姿勢制御に係る筋収縮に影響が出ないようにその長さが調節可能に構成されている。

更に、荷重立位揺動運動装置２１には、異常発生時に搭乗板２５の駆動を停止する緊急停止手段３５が設けられる。緊急停止手段３５の具体例としては、被験者Ｍまたは周囲で装置の操作を行う操作者や監視を行う介助者等が押下する押釦スイッチをはじめ、被験者Ｍの身体に接続して転倒等の異常動作時に脱落するように構成されるマグネットスイッチ、被験者Ｍの心拍等のバイタルチェックを行う生体信号検出センサー、駆動機構部の異常動作や発熱等を検出するセンサー類等が挙げられる。図２に示すように、緊急停止手段３５で異常を検出すると、この検出結果を揺動制御部２２に異常信号として送信することによって搭乗板２５の駆動を停止するように構成されている。

図２に示すように、制御装置１０には、電気刺激手段４０、電気刺激制御手段４１、筋電検出手段５０が内蔵されると共に、荷重立位揺動運動装置２１、電気刺激手段４０、筋電検出手段５０等の連動を司る主制御部１１を具備している。その他、制御装置１０には、電気刺激の出力の大きさを調節する出力調節器４２、電気刺激の刺激条件や筋電検出のタイミング等を設定する操作部１２、電気刺激用導子４３の電気刺激用導子コード４４や筋電検出用導子５１の筋電検出用導子コード５２等を接続するコネクタ部１３等が設けられる。

また図２に示すように制御装置１０は基本クロック生成手段１４を具備している。基本クロック生成手段は、使用者によって変更可能な一定の周波数で、０・１を繰り返す基本クロック１５を生成し、基本クロック１５は複数の電気刺激手段と複数の筋電検出手段の作動のタイミングを同期制御する基準となるクロックである。

主制御部はこの基本クロック１５に基づいて前記複数の電気刺激手段と前記複数の筋電検出手段の作動のタイミングを同期制御する。

図２及び図３に示すように、電気刺激制御手段４１は、筋電検出手段５０で出された信号を受けて、操作部１２から入力された各種刺激条件と出力調節器４２から入力される指令に基づいて、被験者Ｍの運動のタイミングで被験者Ｍの体幹や下肢に装着された電気刺激用導子４３にパルス状の電気刺激電流を電気刺激手段４０から出力させる。刺激電流は基本的に双方向矩形波の低周波パルスであるが、筋力増強を目的としてパルス状に出力できるものであれば、周波数や波形は問わない。尚、本実施例の電気刺激の具体例は、基本刺激周波数は５．０ｋＨｚ、刺激周波数は２０〜１００Ｈｚ、刺激強度は０〜３５ｍＡ、立ち上がり／立ち下がり時間は０〜３ｓｅｃ、通電時間は０．１〜３ｓｅｃであり、それぞれその範囲内で調節可能である。

電気刺激を出力するタイミングは、搭乗板２５の反転と同時、或いは反転時点から所望の時間経過後に出力するよう操作部１２で調節することができ、被験者Ｍの個体差や刺激部位、或いは運動の速度や強度等の諸条件を考慮して最も効果的なタイミングに設定することが可能である。具体的には、揺動反転検出手段２４の検出信号に対する電気刺激出力のタイミングは０〜＋３ｓｅｃで調節可能とし、搭乗板２５の反転位置に対し、例えば主動筋と拮抗筋のいずれに通電するかを調節可能に構成されている。例えば、搭乗板２５の揺動周期を０．５Ｈｚ、電気刺激の刺激周波数を２０Ｈｚ、刺激時間を１ｓｅｃ、刺激休止時間を１ｓｅｃの条件で刺激を行うように調節すれば、揺動運動刺激と同期して自然な電気刺激が可能となる。更に、揺動反転検出手段２４の検出信号に対する電気刺激出力のタイミングのプラスマイナスを反転させると、揺動刺激により大きく収縮している主動筋に通電するか、または反対の拮抗筋に通電するかを選択調節できる。尚、主動筋と拮抗筋のいずれに通電するか、或いは主動筋と拮抗筋を同時に通電するかを、操作部や無線リモコンで選択設定できるように構成してもよい。

筋電検出手段５０は、電気刺激手段４０による通電が休止してから次に通電が開始されるまでの間の任意の期間で被験者Ｍの体幹や下肢に装着された筋電検出用導子５１を通じて筋電を検出する。具体的には、図３に示すように、電気刺激手段４０から出力されるパルスの合間で、パルス出力の終了時点から所望の時間経過後に筋電検出を開始し、次のパルス出力が開始される直前に筋電検出を終了する。電気刺激直後は、筋電が全体的に重畳したような波形となるため、低周波出力後の乱れ部分を無視して筋電を検出できるようパルス出力の終了時点から所望の時間経過後に筋電検出を開始するように構成されている。検出した筋電データはＡ／Ｄ変換されて記録解析装置６０に取り込まれる。

図２に示す通り、電気刺激手段４０と筋電検出手段５０は、複数の対象部位または筋に対して電気刺激及び筋電検出できるよう複数のチャンネルＣＨ１〜ＣＨｎが設けられる。本実施例における具体例は、電気刺激用導子４３と筋電検出用導子５１はいずれも２つの電極を一組として構成され、各導子はそれぞれ電気刺激用導子コード４４や筋電検出用導子コード５２で制御装置のコネクタ部１３に接続される。尚、電気刺激用導子４３と筋電検出用導子５１はそれぞれ独立して設けられるのが一般的ではあるが、対象の部位が多くなると導子の装着に手間取る、或いは対象の筋が比較的小さい時に適切な位置に導子を装着できないといった問題を解消するため、電気刺激用導子４３の電極のいずれか１極を、筋電検出用導子５１の電極として兼用するように構成することが望ましい。

図３に示すように、筋電検出のタイミングと、電気刺激のパルス出力は、主制御部１１において発信される基本クロック１５に基づいて制御される。基本クロック１５は、荷重立位揺動運動装置２１の運動開始、即ち、搭乗板２５の駆動開始と同時に発信されるようになっているが、筋電検出手段５０の最初の信号を受信した時点から発信するようにしてもよい。

図２に示すように、記録解析装置６０は、制御装置１０から得られる筋電等の各種データを記録する記録手段６２と、記録された筋電データを解析する筋電波形解析手段６３を備え、具体例としてはパーソナルコンピューター６１である。記録解析装置６０には、被験者Ｍを特定する個人情報や傷病履歴等が予め入力・蓄積されると共に、被験者Ｍに関連する、運動実施日時、運動刺激の強度や回数、電気刺激の条件や導子の装着部位、床反力計７１や動作解析装置８０の各種計測結果等も蓄積される。その他、筋力測定や各種運動能力テスト等、本実施例の構成装置以外の機器から得られる各種データも含め、サルコペニアやダイナペニアの改善や予防に供するために必要なあらゆる情報が蓄積されるように構成してもよい。更に、記録解析装置６０には、評価プログラム９０が備えられており、上記蓄積された情報や解析結果を総合的に判断して、サルコペニアやダイナペニアの改善度合いや姿勢制御能力の評価を行う。

筋電波形解析手段６３は、その解析結果から遅筋と速筋の活動割合を推定することができる。具体的には、記録された筋電波形をフーリエ変換やウエーブレット変換の手法を用いて周波数解析すると、低周波成分は遅筋、高周波数成分は速筋の活動としてその割合がその解析結果に反映される。また、筋電波形の積分値は筋量を反映する。

必要に応じて、被験者Ｍの床反力を測定する床反力計７１と、姿勢制御状況を運動学的に解析する動作解析装置８０等を設けてもよい。床反力計７１と動作解析装置８０から得られるデータは記録解析装置６０に送られて記録手段６２に蓄積され各種解析や評価に活用される。

例えば、床反力計７１は、荷重立位揺動運動装置２１の搭乗板２５上に設けられる。床反力計７１は左右肢個々の床反力の大きさと３次元的方向の継時的変化が検出され、得られたデータは記録解析装置６０に送信され記録手段６２に蓄積される。

また、動作解析装置８０は、主に、被験者Ｍの所定の部位に装着されるマーカーと、荷重立位揺動運動装置２１の周辺に設けられる被験者Ｍの姿勢制御状況を画像として取り込む複数のカメラ８１と、前記記録解析装置６０内に組み込まれカメラ８１から得られた画像データから前記マーカーの継時的変化を数値的に解析する動作解析プログラム８２で構成される。動作解析プログラム８２から得られたデータを、記録解析装置６０内に組み込まれた筋骨格シミュレーションプログラム８５に反映してマーカーの継時的変化を解析することによって、被験者Ｍの姿勢制御状況を継時的変化として数値化しその特徴を把握することができる。

動作解析装置８０によって把握する特徴の例としては、重心動揺の３次元的解析の他、重心の揺れ、頭部の揺れ、股関節と足関節の協調パターン、重心の揺れの規則性、頭部の揺れの規則性、重心の揺れのハースト指数、頭部の揺れのハースト指数等を評価する。また、一般的な重心動揺軌跡長等も求め評価することも可能である。例えば、動作解析装置８０から得られたデータを筋骨格シミュレーションプログラム８５に反映させると、マーカーの位置から被験者の各関節位置の動きや骨格の位置関係が解明され、この骨格の位置関係に被験者の身体の各部位の重量を反映させて各部位の重心を明らかにすると、被験者の総合的な重心が求められ、その結果当該重心の３次元的な動揺解析を行うことができる。

更に、床反力計７１や動作解析装置８０のデータを筋骨格シミュレーションプログラム８５に反映させることによって、被験者Ｍの姿勢制御動作に応じて個々の筋の収縮状況をシミュレーションできるように構成してもよい。具体的には、筋骨格シミュレーションプログラム８５で解明した被験者の各関節の位置データと床反力計７１から得られた床反力データとの位置関係から各関節の関節モーメント（トルク）が求められ、これを元に数値最適化手法を用いたシミュレーション（逆動力学的解析）を行うことにより筋張力が算出される。

このようにして得られた姿勢制御に係る筋の収縮状況のシミュレーション結果と筋電解析結果を総合して解釈することにより筋肉の質の評価や姿勢制御能力判定を行うことが可能となり、筋力低下の改善や予防、電気刺激併用運動の効果検証を行うことが期待できる。

尚、無線リモコン９は、荷重立位揺動運動装置２１や制御装置１０の他、床反力計７１、動作解析装置８０を遠隔操作するように構成してもよい。即ち、運動刺激、電気刺激、筋電計測、床反力、動作解析装置８０の作動や測定の開始や停止を、制御装置１０の主制御部１１を介して無線リモコン９で同時に行えるように構成することにより、複数の装置の各種操作労力が軽減できる他、運動刺激や電気刺激の作用状況、筋電計測、床反力や姿勢制御のデータが全て時系列で関連付けることが可能となり、これらのデータの解析や、筋肉の質や姿勢制御能力の評価が容易に行えるようになる。更に、上述の緊急停止手段３５を無線リモコン９にも設けることにより、異常発生時に迅速に荷重立位揺動運動装置２１や電気刺激手段４０等を緊急停止できるようにしてもよい。

次に、本発明の実施例に係る筋力増強システム１の動作について説明する。

予め、使用する装置類の電源を投入する。その後、運動刺激の各種条件を設定する。本実施例においては、運動刺激条件として、搭乗板２５の揺動周波数、揺動ストローク、訓練時間等を設定することができる。

電気刺激の各種条件を設定する。本実施例においては、電気刺激条件として、搭乗板２５の反転のタイミングから電気刺激出力までの時間のほか、通電時間、立ち上がり／立ち下がり時間、刺激周波数等を設定することができる。

筋電計測の各種条件を設定する。本実施例においては、電気刺激の出力停止後から筋電計測開始までの時間のほか、筋電計測時間、ゲイン、ハムフィルタ、カットオフ周波数等を設定することができる。

その他、必要に応じて床反力計測や動作解析を行う場合は、これら装置の計測条件等を設定する。

被験者Ｍの対象の部位に電気刺激用導子４３と筋電検出用導子５１を装着する。運動中の振動で導子が脱落しないようにする場合は、バンドや衣類等で導子を固定するようにしてもよい。その他、動作解析装置８０を活用する場合は、マーカーを被験者Ｍの所定部位に装着する。

転倒事故を防止するために被験者Ｍに装具３３を装着し、被験者Ｍを荷重立位揺動運動装置２１の搭乗板２５上に立たせて、装具３３のベルト部３４を懸架部３１に接続する。この時、被験者Ｍの姿勢制御に係る筋収縮に影響が出ないようにベルト部３４の長さを調節する。

制御装置１０の電気刺激の出力調節器４２がゼロになっていることを確認してから、電気刺激用導子４３は電気刺激用導子コード４４で、筋電検出用導子５１は筋電検出用導子コード５２で制御装置１０のコネクタ部１３に接続し、被験者Ｍに強い痛みがないか確認しながら適正な筋収縮が得られる程度に出力調節器４２を回して電気刺激の出力を調節する。具体的には、出力確認用の刺激電流は、出力調節器４２の操作量に応じた大きさで出力されるようになっており、出力調節器４２を回し始めると出力確認用の刺激電流の通電を開始し、その後、出力調節器４２の操作を停止してから所定時間が経過すると通電を停止する。この操作を数回行うことで、適正な出力が得られるように出力を調節することができる。尚、出力調節労力を軽減する具体例として、出力調節開始時は接続された複数組のチャンネルの出力を全て同時に調節可能にして一旦大まかに調節した後、部位によって出力の大きさを調節したい場合は、対象部位に装着された導子が接続されているチャンネルを選択して個々に調節するように構成してもよい。

無線リモコン９を操作して運動及び計測を開始する。この操作が行われると、荷重立位揺動運動装置２１の駆動機構部２６が作動し搭乗板２５の揺動が開始され、被験者は運動を開始することになり、筋電検出手段５０にて筋電が閾値を越え、信号を発信する。この信号が制御装置１０に送信されると、設定された所定の時間が経過してから電気刺激が出力され、更にその後所定の時間が経過すると筋電計測が開始される。搭乗板２５の揺動は揺動制御部２２で、電気刺激の出力及び筋電の計測のタイミングは、予め設定された条件に基づいて主制御部１１において制御される。

訓練中、荷重立位揺動運動装置２１の運動刺激が被験者Ｍに作用すると、姿勢制御のために、必要とされる収縮力が低い時には耐疲労性の高い遅筋が主体的に活動し、高い収縮力が必要になると収縮力が大きい反面疲労しやすい速筋が参加するリクルートメント特性と呼ばれるパターンで活動する。一方、電気刺激が作用すると、太い神経に支配されている速筋が先に刺激されて収縮し、低い収縮力でも筋疲労を招く逆リクルートメント現象が生じる。運動刺激と電気刺激が同時に作用すると刺激レベル（即ち運動負荷）が低くても遅筋と速筋の両方が活動し、相乗効果で効率的な運動刺激となる。この運動は、高齢者であっても、自ら努力することなく、安全かつ容易に実施できる軽度の刺激でありながら、効率的な運動が行え、サルコペニアやダイナペニアの改善や予防効果が期待できる。

電気刺激のパルスの合間をぬって筋電計測が行われる。主制御部１１は、基本クロック１５に基づいて、揺動反転のタイミングに応じてパルス状の電気刺激を出力すると共に、次のパルスが出力されるまでの間で筋電を計測するよう、電気刺激手段４０と筋電検出手段５０を制御する。

揺動反転検出手段２４により検出された搭乗板２５の反転のタイミングや、電気刺激の出力状況、筋電計測結果は記録解析装置６０に送信され時系列で関連付けされて蓄積される。床反力計７１や動作解析装置８０の計測も行う場合は、その計測データも同様に記録解析装置６０に蓄積される。これらのデータは訓練時間が終了するまで蓄積される。

訓練時間が終了すると、各種装置の作動と測定も同時に終了する。訓練時間終了後、記録解析装置６０の筋電波形解析手段６３は筋電波形を周波数解析して対象の筋肉の速筋と遅筋の活動割合を解析すると共に、筋電波形を積分して筋量を解析する。また、姿勢制御解析手段７０は、床反力計と動作解析装置から得られたデータから、３次元重心動揺等姿勢制御状況を解析する。この解析結果は評価プログラム９０に入力され、姿勢制御能力や筋肉の質の評価が行われる。評価結果は評価プログラム９０から出力されて記録解析装置６０で表示・蓄積される。

この運動と測定は、被験者Ｍの筋肉の質が訓練開始前の改善目標が達成されるまで一定の期間行われる。評価プログラム９０は、この期間内に蓄積されたデータや評価結果を継時的に比較評価したり健常者と比較評価したりすることにより、サルコペニアやダイナペニアの改善度や運動効果の検証を行う。

上記評価において、特に運動刺激と電気刺激が同時に作用する筋の筋電を計測・解析し、運動刺激と電気刺激が同時に作用した際の筋の遅筋と速筋の活動割合を推定することにより、筋肉の質の評価という側面から電気刺激併用型運動の効果を検証することができ、更にその効果の検証により電気刺激併用型運動のサルコペニアやダイナペニアに対する効果が裏付けられれば、サルコペニアやダイナペニアの改善や予防を客観的に評価しながら行うことが可能となる。

次に、図４および図５を参照して、本発明における筋力増強システム１の実施例２を説明する。実施例２は、筋電検出手段５０にて予め設定した閾値を越えた際に発信される信号を外部トリガ信号として使用し、電気刺激や筋電検出のタイミングの同期制御を開始する信号として主制御部１１に送信される。

本実施例２においては、外部トリガ信号を受け取った後、主制御部１１は、基本クロック１５に基づいて、パルス状の電気刺激を出力すると共に、次のパルスが出力されるまでの間で筋電を計測するよう、電気刺激手段４０と筋電検出手段５０を制御する点は実施例１と同様だが、筋電検出手段５０にて検出された筋電が予め設定された閾値より下回り、再度、閾値を越えた際に、同様に外部トリガ信号が発信され、筋電の閾値の往復の度に、この一連の動きを繰り返す。

これにより、歩行やスクワットなど、繰り返しを伴う運動を実施する際には、繰り返し動作の度に外部トリガ信号が発信され、なんら操作することなく筋力増強システムを利用できる。

また、外部トリガ信号を発信するスイッチを被験者、または訓練を指示するセラピストが押して、外部トリガ信号を発信し、電気刺激付与と筋電検出のタイミングを筋力増強システムへ指示することができる。

本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において適宜変更が可能であることは言うまでもない。例えば、運動刺激を作用させる一例として荷重立位揺動運動装置２１を採用しているが、これは被験者Ｍが自ら努力することなく筋力を強化できるようにするためであって、運動刺激はこれに限定されることなく、ウォーキング、スクワットなどの筋力トレーニング等、運動機器を利用するしないに関わらず、筋力強化を目的としたリハビリテーションや各種トレーニング全般で行われる運動によるものとしてもよい。その場合には、各種スイッチ、加速度や関節角度、荷重等を検出するセンサー、或いは動作解析に用いるマーカー等を被験者Ｍに携帯または装着して、リアルタイムに運動刺激の作用状況を検出するようにしてもよい。また、機器を用いる運動であれば、使用する機器の作動を物理的変化量として検出できる、荷重、加速度、光等のセンサーを設けて検出できるようにしてもよい。

また、筋電計測は筋音計測に置き換えることによっても本願発明の目的を達成することができる。

本発明は、電気刺激併用型運動の効果の検証、及びサルコペニアやダイナペニアの改善や予防に供する筋力増強システムとして適用できる。

Ｍ 被験者
１ 筋力増強システム
１０ 制御装置
１１ 主制御部
２１ 荷重立位揺動運動装置
４０ 電気刺激手段
５０ 筋電検出手段
６０ 記録解析装置
６３ 筋電波形解析手段
７０ 姿勢制御解析手段

Claims (5)

1. 収縮している被験者の筋に刺激電流を通電する複数の電気刺激手段と、
   前記電気刺激手段による通電が休止してから次に通電が開始されるまでの間の任意の期間で筋電を検出する複数の筋電検出手段と、
   基本クロック生成手段と、
   外部トリガ信号に応じて前記基本クロック生成手段で生成された基本クロックに基づいて前記複数の電気刺激手段と前記複数の筋電検出手段の動作のタイミングの同期制御を開始する主制御部と、
   前記外部トリガ信号の発信から前記電気刺激手段が前記刺激電流を出力するまでの時間を設定する操作部と、
   を有することを特徴とする筋力増強システム。
2. 前記外部トリガ信号は、前記筋電検出手段で検出された筋電が予め設定された閾値を越えた際の信号であること、
   を特徴とする請求項１に記載の筋力増強システム。
3. 前記外部トリガ信号は、スイッチが投入された際の信号であること、
   を特徴とする請求項１に記載の筋力増強システム。
4. 検出した筋電波形を解析する筋電波形解析手段を備え、前記筋電波形解析手段による解析結果から、速筋と遅筋の活動の割合を推定すること、
   を特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の筋力増強システム。
5. 被験者の姿勢制御能力を判定する姿勢制御解析手段、
   を備える請求項１ないし４のいずれかに記載の筋力増強システム。

Images