JP6777751B2

JP6777751B2 - 歩行障害支援装置及び歩行障害支援方法

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Description

本発明は、歩行障害支援装置及び歩行障害支援方法に関し、運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を検出して支援する装着型動作アシスト装置に適用して好適なるものである。

パーキンソニズムは進行に伴い立位や歩行が困難となる運動障害であり、パーキンソン病（Parkinson’s disease;ＰＤ）及び他の変性疾患、脳血管障害、薬物投与等によって引き起こされる。パーキンソニズムは、パーキンソン病の特徴的な症候である６Hz前後の周期的な震えを生じる振戦、関節の屈曲及び伸展時に歯車様の抵抗を生じる筋強剛、動作が緩慢となる無動、反射的な筋収縮が十分に行われないために姿勢維持が困難となる姿勢反射障害のうち２つ以上適合する状態を指し、病態の発現の原因となる疾患あるいは誘発要因が明確か否かによって症候性パーキンソニズムと本態性パーキンソニズムに分けられる。

特に多発性脳梗塞をはじめとする脳血管障害が原因であるパーキンソニズムは、脳血管性パーキンソニズム（Vascular Parkinsonism;ＶＰ）と呼ばれ、人口の高齢化に伴う脳血管障害患者の増加によって脳血管性パーキンソニズムの罹患数も増加の一途をたどることが想定される。

多発性脳梗塞は、直径が１５ｍｍ以下の微小な梗塞であるラクナ梗塞によって脳を栄養する多数の血管が閉塞し、細胞組織に十分な酸素と栄養が供給されないことで限局的壊死が生じる。

パーキンソニズムを呈する多発性脳梗塞における運動制御に関連する諸核の動態としては、まずラクナ梗塞によって被核のドーパミンを受容する神経細胞が変性し減少する。次にドーパミンの受取量低下によって被核から淡蒼球外節への抑制が過剰となり、視床下核への抑制が減少することで視床下核の活動が亢進する。その後、視床下核は淡蒼球内節に対して過剰な促通を行い、淡蒼球内節が視床を過剰に抑制する。視床からの促通が減少した結果として大脳皮質から脊髄への出力も減少し、運動が抑制される。

以上により脳血管性パーキンソニズムは、歩行中の無意識下の骨格筋の収縮制御といった運動調整機能を担う大脳基底核において神経伝達物質のドーパミンを受容する神経細胞が変性するため、運動障害が表出する。一方、パーキンソン病では中脳黒質緻密部のドーパミンを産出する神経細胞が何らかの理由で変性し、ドーパミンの放出量が減少する。

このようにパーキンソン病と脳血管性パーキンソニズムは、ドーパミンの受取量減少の機序が異なるものの、双方ともドーパミン不足によって大脳基底核が影響を受けるため発現する病態が類似性を帯びる。運動障害の中でも、いわゆるすくみ足はパーキンソン病患者の約５０％に出現する歩行障害であり、歩行時に足が床に貼り付いたように動かせなくなるといった症状を呈する。

すくみ足は転倒の主要な原因であり、顔面強打や頻繁に膝をつくことによる慢性的な打撲痕をきたす。また、すくみ足の発生は予測不可能であり、発生時に患者自身で症状のコントロールができず、すくみ足が解消されるまで歩行できないという特徴がある。

そのため歩行障害によりＡＤＬ（Activities of Dairy Living）の低下のみならず、すくみ足が生じることによる困惑、転送への恐怖、不安といった心理的な影響があるため、ＱＯＬ（Quality of Life）の大きな低下を招く。そのため、すくみ足の問題を解決することは非常に重要である。

すくみ足を発現しているパーキンソン病患者に対する従来の理学療法では、床面の模様や貼られたテープを跨ぐ、メトロノームや第三者の声かけによるリズミカルな音情報を提示する、臀部や足を軽く叩く等の歩行再開の促進のきっかけの付与を目的とした外的キューが用いられている。

図１８（Ａ）に健常者の正常歩行時の脳神経系の活動の概要を、図１８（Ｂ）に外的キューを用いたパーキンソン病患者の歩行時の脳神経系の活動の概要を示す。健常者が歩行する際は、まず思考や創造力、認知・実行機能を担う前頭前野によって意思決定がなされる。その後、随意運動の開始及び制御を担う補足運動野、運動の調整を担う大脳基底核、感覚情報に基づく運動の制御を担う運動前野に信号が伝達される。最終的に一次運動野において入力を結合し、運動指令を生成する。

パーキンソン病患者が外的キューを用いて歩行する際は、まず体の内外に加わる刺激の感知を担う頭頂葉と運動のフィードフォワード制御を行う小脳から運動前野に信号が伝達される。その後、一次運動野において運動指令を生成する。

これにより外的キューは障害されている補足運動野、大脳基底核などを介さず、代償的な神経系を利用することで即時的な歩行障害の改善を実現するため、理学療法において広く用いられる。

図１９にすくみ足に対する外的キューを示す。外的キューによる支援は、環境の整備や人的な介助が必要であるが、日常生活で生じるすくみ足に対して、環境整備や第三者による支援を恒常的に行うことは困難である。そのため、装着式のシステムによる支援が適切である。また、日常生活で生じるすくみ足への歩行支援を行うには、支援方法として視覚、聴覚を占有せず、かつ外環境に影響されない介入方法である必要がある。

これらのことから、視覚や聴覚に作用するのではなく、外部からの動作支援によって脚を踏み出させるような動作アシストを行う手法が適切であると考えられる。

例えば、対象者の脚が動作している第１状態から当該脚が停滞している第２状態（すくみ足）への遷移を検知し、脚の動作を補助するためのアクチュエータの出力を段階的に強めることにより、脚の踏み出しを補助することができるようにした歩行動作補助装置が提案されている（特許文献１参照）。

またすくみ足の検知方法として、第１に、対象者の各関節（足首関節、膝関節、股関節）の位置（軌跡）情報と、足裏の床反力の推定値と用いて、歩行中の各関節のモーメント及び筋張力を推定することにより、リハビリ有効性を判断可能にした下肢関節モーメント推定システムが提案されている（特許文献２参照）。

第２に、対象者の随意運動による繰り返しリズム運動時のリズムの時系列データを生体信号情報とし、当該リズム周期又はその平均値の増減によりパーキンソン病の状態を評価する評価装置も提案されている（特許文献３参照）。

特許第５５８８７３８号明細書特許第４３９０１２９号明細書特許第５２５１２７０号明細書

ところが、特許文献１による歩行動作補助装置によれば、すくみ足の発現後の信号を処理、解析しているため、応答遅れが存在する。また、すくみ足発現後は下腿筋群の屈曲、伸筋の筋活動が共に亢進する。これにより、実環境でのすくみ足に対する歩行支援は、すくみ足の発現を事前に検出し、動作アシストを行うことが望ましい。

また特許文献２及び３の検知・評価方法では、対象者の歩行状態を検出して、すくみ足の予兆を推定することが可能であるが、実際の動作アシスト装置による歩行支援との関係までは言及しておらず、動作アシストへの速やかな対応や、すくみ足の未検出時の動作アシストの有無など実用面で不十分な問題がある。

本発明は以上の点を考慮してなされたもので、運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を事前に検出し、動作アシストを行うことができる歩行障害支援装置及び歩行障害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に本発明においては、装着者の左右いずれかの脚の大腿部と下腿部とに装着されるフレーム同士を、当該装着者の膝関節に対応する回転軸を中心に相対的に駆動する駆動部と、装着者の左右の足裏面に取り付けられ、当該各足裏面の前足部に加わる荷重を測定する足荷重測定部と、足荷重測定部により測定された荷重のピーク値の発生タイミングのうち、駆動部の装着側の脚についての発生タイミングを歩行周期として算出する歩行周期算出部と、歩行周期算出部により算出された歩行周期と直前の歩行に対する歩行周期の減少率との相関関係に基づいて、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を検出する発現予兆検出部と、発現予兆検出部により歩行障害の発現予兆が検出された場合、装着者の膝関節に対して駆動部がアシスト動力を付与するように当該駆動部を制御する一方、歩行障害の発現予兆が検出されない場合、駆動部による駆動トルクが装着者の歩行動作を阻害しないように当該駆動部を制御する制御部とを設けるようにした。

この結果、歩行障害支援装置によれば、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を事前に検出しながら、正常歩行時には駆動部によって歩行動作が阻害されることなく、歩行障害の発現予兆検出時には駆動部によって動作アシストすることができ、実環境において歩行障害に対する最適な歩行支援を実現することができる。

また本発明においては、発現予兆検出部は、歩行周期算出部による歩行周期が所定回数以上連続して所定の閾値に満たない場合、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆として検出する。この結果、歩行障害支援装置によれば、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を補完的に検出することができる。

また本発明においては、足荷重測定部は、装着者の左右の足裏面の前足部のみならず、中足部及び後足部に加わる荷重も測定し、制御部は、足荷重測定部により測定された荷重変化により、装着者の歩行動作時の重心位置を検出しながら、当該重心位置が装着者における駆動部の非装着側の脚にあるタイミングに同期して、駆動部がアシスト動力を付与するように当該駆動部を制御するようにした。

この結果、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆が検出された場合、駆動部の非装着側の脚に自重がかからないタイミングで駆動部によるアシスト動力を付与することができ、駆動部の装着側の脚に自重がかかっているタイミングでアシスト動力を付与することによる転倒のおそれを未然に回避して安全性を確保することができる。

さらに本発明においては、制御部は、発現予兆検出部による発現予兆が検出された場合、駆動部に発生させるアシスト動力の大きさ及び継続時間を、装着者の歩行動作状態に合わせて調整するようにした。

この結果、装着者の運動症状が比較的重症の場合には、目標角度（例えば歩行時の最大屈曲位）まで膝関節を屈曲させるように動作アシストを付与する一方、運動症状が比較的軽症の場合には、一瞬軽く膝関節を屈曲させる程度で動作アシストを付与することができる。

さらに本発明においては、制御部は、駆動部による駆動トルクの生成開始時点から所定時間の間、所定の平滑化処理を行うようにした。この結果、装着者が駆動部による駆動トルクを付与されて関節補助動作を開始し始めた瞬間に、当該支援トルクに対する拮抗筋の誘発を防止して身体的負担が生じるのを回避することができる。

さらに本発明においては、制御部は、発現予兆検出部により発現予兆が検出されない期間は、駆動部に加わる粘性摩擦補償トルクと、フレームに加わる重力補償トルクの合計を、装着者の歩行動作を阻害しないための駆動部による駆動トルクとして作用させるようにした。

この結果、装着者の歩行動作時に駆動部による駆動トルクの影響を全く与えることなく、装着者は自然な状態のまま歩行動作を行うことができる。

さらに本発明においては、装着者の左右いずれかの脚の大腿部と下腿部とに装着されるフレーム同士を、駆動部が当該装着者の膝関節に対応する回転軸を中心に相対的に駆動するようになされており、装着者の左右の足裏面における前足部に加わる荷重を測定しながら、当該測定された荷重のピーク値の発生タイミングのうち、駆動部の装着側の脚についての発生タイミングを歩行周期として算出する第１の処理と、歩行周期と直前の歩行に対する歩行周期の減少率との相関関係に基づいて、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を検出する第２の処理と、歩行障害の発現予兆が検出された場合、装着者の膝関節に対して駆動部がアシスト動力を付与するように当該駆動部を制御する一方、歩行障害の発現予兆が検出されない場合、駆動部による駆動トルクが装着者の歩行動作を阻害しないように当該駆動部を制御する第３の処理とを備えるようにした。

この結果、歩行障害支援方法によれば、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を事前に検出しながら、正常歩行時には駆動部によって歩行動作が阻害されることなく、歩行障害の発現予兆検出時には駆動部によって動作アシストすることができ、実環境において歩行障害に対する最適な歩行支援を実現することができる。

本発明によれば、視覚や聴覚を占有せず、かつ外環境に影響を受けない物理的介入により、すくみ足の症状を解消して歩行再開させることが可能な歩行障害支援装置及び歩行障害支援方法を実現することができる。

歩行及び歩行周期を表す概念図である。歩行動作時に算出される歩行周期の説明に供する概念図である。歩行周期及びその減少率の相関関係を表す図表である。本発明の実施形態に係る歩行障害支援装置の全体構成を示す外観図である。本発明の実施形態に係る歩行障害支援装置の制御系システムの構成を示すブロック図である。左右の足裏面に係る荷重バランスから重心位置を求めるための説明に供する概念図である。粘性摩擦トルク及び重力補償トルクの説明に供する概念図である。装着者への動作アシスト制御構造についての処理手順を示すフローチャートである。装着者への補完的な動作アシスト制御構造についての処理手順を示すフローチャートである。歩行障害支援装置の装着状態における実験環境を示す概念図である。装着者の歩行動作時における動作アシスト状況を表すタイミングチャート図である。歩行障害支援装置の装着状態における他の実施形態の実験環境を示す概念図である。すくみ足模擬動作時における動作アシストの様子を表す連続図である。歩行周期及びその減少率の相関関係を表す図表である。装着者の歩行動作時における動作アシスト状況を表すタイミングチャート図である。キャリブレーション後の検出遅れの説明に供する図である。専用コントローラを用いた操作処理手順を示すフローチャートである。従来の脳神経系の活動の概要を示す図である。従来のすくみ足が生じた際の解消方法（外的キュー）を表す概念図である。

以下図面について、本発明の一実施の形態を詳述する。

（１）本発明によるすくみ足に対する歩行障害支援
いわゆる「すくみ足」は、歩こうとする意志があるにも関わらず、短時間で時折生じる下肢の前方への進行の欠如または著しい減少として定義される。症状として、足を地面から離すことができない、下肢に小刻みな震えが生じることなどが挙げられ、歩行開始や方向転換、椅子やベッドはどの移動目標の手前、狭い場所を通るなどの状況で発生し易い傾向がある。

また歩行能力が日内変動するという他の疾患ではあまり見られない特徴を有するため、リハビリテーションの場面ではあまり症状が見られないにも関わらず、病室や日常生活ではリハビリテーションの場面から想像し難い歩きにくさをパーキンソン病患者が訴えることがある。

治療方針を立てる際のパーキンソン病の症状程度を表す指標として、Hoehm-Yahr重症分類表が用いられる。これは重症分類度を５段階に分類し、第１段階は片側の症状で軽微な障害、第２段階は両側の障害で軽微な障害、第３段階は両側の障害で中程度な障害、第４段階は自立した日常生活が困難、第５段階は車椅子又は寝たきりである。

本発明では、すくみ足への歩行支援を目的とするため、自力での歩行が可能である重症分類度が第１段階から第４段階までの障害のすくみ足を発症している患者を装着者とする。

本発明においては、装着者の少なくとも片足に動作アシスト装置を装着しておき、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を事前に検出しながら、動作アシストを行うことにより、実環境にてすくみ足に対する最適な歩行支援を実現する。

図１に示すように、歩行は２本の下肢による動作を繰り返すことにより身体を移動させる運動である。歩行の分析には、周期性に基づくことで包括的な表現が可能となることから、歩行周期（Gait cycle ; ＧＣ）が多く用いられる。歩行周期は、下肢活動を機能的に区分するために、観測側の足部が接地している支持脚期と、下肢が上空で前進する遊脚期に大別される。

さらに衝撃吸収、重量支持、前進の観点から、支持脚期と遊脚期は計８つの期間に細分化される。支持脚期の区分の一つである立脚終期では、歩行中に単脚状態で身体重量が前足部のみにかかるため、つま先の床反力（toe Floor Reaction Force;ｔＦＲＦ）は図２のように表される。

本発明においては、つま先の床反力（ｔＦＲＦ）のピーク時を歩行周期の開始点と定義し、歩行周期を算出する。また、すくみ足の発現時は、足裏を地面から完全に離地できないことや、発現直前において歩行周期が正常歩行時の３５．２％減少することが確認されている。

ここで、ｎ歩目における歩行周期（すなわちｔＦＲＦのピーク間隔）をＧＣ_ｎ、直前の歩行に対する歩行周期の減少率（Gait cycle reduction ratio;ＧＣＲＲ）をＧＣＲＲ_ｎとすると、ＧＣＲＲ_ｎは次の（１）式のように表される。

この（１）式により、本発明ではＧＣ_n及びＧＣＲＲ_nを歩行毎にリアルタイムで算出して比較することにより、すくみ足の発現直前に表出する「ふるまい」を検出する。

パーキンソニズムの病態は、罹病期間、気温や湿度といった外的因子、服用薬の副作用やウェアリングオフによる日内変動といった様々な要素の影響を受けるため、すくみ足の再現性は乏しく、検出に関する主導でのパラメータ設定は困難である。

そこで本発明では、ＧＣ−ＧＣＲＲ平面のデータ群に対してクラスタ分析を用いることにより、特別の経験を必要とせず、すくみ足の発現検出に関するパラメータ調整を半自動的に行い得る。

まず本発明では使用者の正常歩行時とすくみ足発現時の歩行周期ＧＣと減少率ＧＣＲＲが計測され、計測されたサンプルに対してクラスタ分析が行われる。このクラスタ分析によって、正常歩行時のクラスタＣ_Walking及びすくみ足発現時のクラスタＣ_FOGへの分類と各クラスタの重心であるセントロイドとが算出される。クラスタ分析後の歩行毎に得られるサンプルは、各サンプル及び各セントロイドのノルムが算出される。このサンプルは算出されたノルムが小さいクラスタに属するものとして判定される。

以上により、ＧＣ−ＧＣＲＲ平面においてｎ歩目の入力サンプルの座標ベクトルをｘ_n、Ｃ_Walking及びＣ_FOGのセントロイドの座標ベクトルをそれぞれｃ_Walking、ｃ_FOG、各セントロイドと入力サンプル間のノルムをそれぞれＬ_Walking、Ｌ_FOG、すくみ足の検出感度を調整する定数をαとすると、Ｌ_Walking、Ｌ_FOG及びすくみ足発現検出条件はそれぞれ次の（２）式〜（４）式のように表される。

ここで、歩行中におけるすくみ足の発現検出では歩行の状態をＣ_Walking及びＣ_FOGの２つに分離する必要があるため、クラスタ数を２とする階層的クラスタリングを用いる。各サンプル及びクラスタ間のノルムはユークリッド距離とし、結合方法は重心法を用いる。

正常歩行時ではＧＣ_nがほぼ一定であるためにＧＣＲＲ_nが１前後となり、すくみ足の発現直前ではＧＣ_nの減少に伴ってＧＣＲＲ_nも小さくなることから、縦軸をＧＣＲＲ、横軸をＧＣとすると各サンプルは図３に示すような位置関係となる。

（２）本実施の形態による歩行障害支援装置の構成
図４は、本実施の形態による外骨格型の単脚用の歩行障害支援装置１を示す。歩行障害支援装置１は、装着者の左脚の膝関節を中心に装着されるパワーユニット２と、当該装着者の腰に装着される腰ベルト３と、当該装着者の両足に装着される一対の専用靴４Ａ,４Ｂとを有する。

パワーユニット２は、装着者の左膝関節の側方に配置されるアクチュエータを有する駆動部１０と、装着者の左脚の大腿部に締結部材１１を介して締結される第１の伝達部材（フレーム）１２と、装着者の左脛に締結部材１３を介して締結される第２の伝達部材（フレーム）１４とを有する。従ってパワーユニット２は、第１及び第２の伝達部材１２，１４を装着者の左膝関節に対応するアクチュエータの出力軸を中心に相対的に駆動することができる。

また第１の伝達部材１２には、装置全体の統括制御を司る制御装置２０（図５）が搭載されると共に、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（図示せず）が搭載されている。

なお、第１及び第２の伝達部材１２，１４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）及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。

また締結部材１１，１３はそれぞれ布製のベルト等からなり、第１及び第２の伝達部材１２，１４に挿通される挿通部を介して装着者の左脚に強固に保持されるようになされている。

第２の伝達部材１４には、フレーム本体の下端に装着者が装着する左足用の専用靴４Ａ，４Ｂの側面連結部に固定保持される被保持部１５が可動自在に連結されている。この専用靴４Ａ，４Ｂは、左右一対の構成からなり、装着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５０）により荷重測定し得る。

なお、装着者の腰に装着された腰ベルト３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１６が搭載されている。

（３）歩行障害支援装置の内部システム構成
図５に本実施の形態による歩行障害支援装置１の制御系システムの構成を示す。制御系システムは、主としてパワーユニット２に内蔵されている。制御系システムは、装置全体の統括制御を司る制御装置２０と、当該制御装置２０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２１と、装着者に対してアシスト力を付与するアクチュエータからなる駆動部１０とを有する。

また、駆動部１０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３０が設けられ、装着者の動作に応じた膝関節角度を検出するようになされている。さらに、パワーユニット２における第１の伝達部材１２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３１が搭載されている。

この絶対角度センサ３１は、加速度センサ及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及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θ_abs(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、θ_abs(t)は、次の（５）式のように表される。

また、装着者の左大腿部の体表面には生体信号検出センサからなる生体信号検出部３２が配置されており、当該装着者の左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２１には、指令信号データベース２２と基準パラメータデータベース２３とが格納されている。

随意的制御部４０は、生体信号検出部３２の検出信号に応じた指令信号を電力増幅部４１に供給する。随意的制御部４０は、生体信号検出部３２に所定の指令関数ｆ（ｔ）又はゲイン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又は関数であり、外部入力によるゲイン変更部４２を介して調整することができる。

また、ポテンショメータ３０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（トルクの大きさ及び回動角度）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、装着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、装着者の皮膚が汗で濡れることが予想され、生体信号検出部３２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３０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３１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３２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２３に入力される。

また一対の専用靴４Ａ，４Ｂの足底には、ＦＲＦ（Floor Reaction Force）センサ５０が設けられ、装着者の左右の足裏面にかかる荷重に対する反力を検出する。このＦＲＦセンサ５０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５０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又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及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４Ａ，４Ｂでは、図６に示すように、各ＦＲＦセンサ５０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ＣｏＰを求めることができる。このように一対の専用靴４Ａ，４Ｂでは、装着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５０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４Ａ，４Ｂは、靴構造以外に、ＦＲＦセンサ５０とＭＣＵ（Micro Control Unit）からなるＦＲＦ制御部５１と送信部５２とを有する。ＦＲＦセンサ５０の出力は、変換器５３を介して電圧変換された後、ＬＰＦ（Low Pass Filter）５４を介して高域周波数帯が遮断されてＦＲＦ制御部５１に入力される。

このＦＲＦ制御部５１は、ＦＲＦセンサ５０の検知結果に基づいて、装着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５１は、求めた重心位置をＦＲＦデータとして送信部を介してパワーユニット２内の受信部６０にワイヤレス送信する。

パワーユニット２は、受信部６０を介して各専用靴４Ａ，４Ｂの送信部５２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及び重心位置がデータ格納部の基準パラメータデータベース２３に格納される。

フェーズ特定部７０は、ポテンショメータ３０により検出された膝関節角度のデータと、ＦＲＦセンサ５０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２３に格納された基準パラメータの膝関節角度及び荷重と比較する。フェーズ特定部７０は、この比較結果に基づいて、装着者の動作のフェーズを特定する。

そして、自律的制御部８０は、フェーズ特定部７０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１０に発生させるための指令信号を電力増幅部４１に供給する。

また、自律的制御部８０は、前述したゲイン変更部４２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４１に出力する。電力増幅部４１は、駆動部１０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及び回動角度を制御することにより、当該装着者の左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、歩行障害支援装置１においては、装着者の左大腿部に貼り付けられた生体信号検出部３２の生体信号検出センサによって検出された検出信号に基づいて各処理が行われる。具体的には、駆動部１０のアクチュエータを制御する制御信号は、電力増幅部４１によって増幅されて駆動部１０のアクチュエータに供給される。また装着者の左膝関節には、このアクチュエータのトルクが、アシスト力として第１及び第２の伝達部材１２，１４を介して伝達される。

（４）正常歩行時における駆動部の制御方法
上述した図２に示すように、歩行障害支援装置１において、制御装置２０の自律的制御部８０は、パワーユニット２装着側の専用靴４Ａ，４ＢのＦＲＦセンサ５０により検出された足裏面の前足部に加わる荷重のピーク値の発生タイミングのうち、パワーユニット２が装着された左脚についての発生タイミングを歩行周期として算出する。

続いて自律的制御部８０は、歩行周期が所定回数以上連続して所定の閾値に満たない場合、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆として検出する。

この検出結果として、歩行障害の発現予兆が検出されない場合、装着者の正常歩行での脚の振り出しにおいて、装着者はパワーユニット２によって歩行を阻害されない必要がある。このため自律的制御部８０は、駆動部１０による駆動トルクが装着者の歩行動作を阻害しないように当該駆動部１０を制御する。

ここで、駆動部１０による駆動トルクが装着者の歩行動作を阻害しないような動作アシスト制御方法について説明する。

自律的制御部８０は、歩行障害の発現予兆が検出されない期間は、駆動部１０に加わる粘性摩擦補償トルクと、第１及び第２の伝達部材（フレーム）１２，１４に加わる重力補償トルクとの合計である正常歩行時の出力トルクを、装着者の歩行動作を阻害しないための駆動部による駆動トルクとして作用させる。

図７に示すように、膝関節角度をθ_k、大腿部の鉛直方向に対する絶対角度をθ_absと定義し、下腿重さをｍ、下腿長さを１、パワーユニットの粘性をＤ_actとすると、粘性摩擦補償トルクτ_Dcomp、重力補償トルクτ_gcomp、正常歩行時の出力トルクτ_LOCOは、それぞれ次の（６）式〜（８）式のように表される。

このように、自律的制御部８０は、正常歩行時の出力トルクτ_LOCOを駆動部１０のアシスト動力として制御することにより、装着者は正常歩行時に駆動部１０による駆動トルクによって阻害されることなく歩行することが可能となる。

（５）すくみ足発現予兆検出時における駆動部の制御方法
これに対して、上述したような装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆として検出された場合、パワーユニット２が装着者の膝関節を屈曲させるために、自律的制御部８０は、一対の専用靴４Ａ，４Ｂの各ＦＲＦセンサ５０により測定された荷重変化により、装着者の歩行動作時の重心位置を検出する。

装着者の歩行動作の安全性を確保すべく、自律的制御部８０は、重心位置が装着者における駆動部１０の非装着側の脚にあるタイミングに同期して、駆動部１０がアシスト動力を付与するように当該駆動部１０を制御する。

ここで、すくみ足発現予兆検出時に駆動部１０に発生させるアシスト動力の制御方法について説明する。パワーユニット２は、すくみ足発現予兆検出時は、動作アシストとして目標角度まで膝関節を屈曲する動作アシストを行う。本実施例では、目標角度を歩行時の最大屈曲位である６５度と設定した。

実際に動作アシスト開示時には急激な関節補助動作によって伸長反射が生じ、動作支援としての駆動トルク（以下、支援トルクという）に対する拮抗筋の活動が誘発される。このため本実施の形態においては、駆動部１０による支援トルク生成における立上り時点の平滑化処理（スムージング処理）を行う。

目標角度をθ_target、アシストゲインをα、動作アシストの最大継続時間をt_threshold、現在の動作アシスト継続時間をt_assistとすると、すくみ足発現予兆検出時の支援トルクτ_FOGは、次の（９）式のように表される。

図８に、歩行障害支援装置１による装着者への動作アシスト制御構造についての処理手順を示す。正常歩行時及びすくみ足発現予兆検出時の制御手法の切り替えは、床反力情報と膝関節角度情報とに基づいて遷移させる。

ここで、すくみ足フラグ（FOG_flag）はすくみ足検出時を１、アシストフラグ（Assist_flag）は動作アシスト時を１とし、それぞれ該当しない場合を０とする。自律的制御部８０は、制御系システム起動時はすくみ足フラグ及びアシストフラグを共に０から開始し、装着者が正常歩行動作を継続している間はすくみ足フラグ及びアシストフラグを０のまま維持する（ＳＰ１）。

続いて自律的制御部８０は、パワーユニット２装着側のＦＲＦデータに基づき歩行周期を算出し、上述したすくみ足検出手法（（４）式によるすくみ足発現検出条件）によるすくみ足発現予兆の検出の有無を判定し（ＳＰ２）、当該検出した時点で運動症状に伴う歩行障害（すくみ足）の発現予兆ありと判断する。

そして自律的制御部８０は、すくみ足発現予兆検出時はすくみ足フラグを１とし、また、床反力情報をもとに転倒を防ぐ適切なタイミングでアシストフラグを１とすることにより動作アシストを行う（ＳＰ３）。

支持脚判定の調整ゲインをγ、動作アシスト継続時間の上限をｔ_threshold、膝関節の屈曲における目標角度を_θtargetとすると、アシストフラグの変更条件、動作アシストの継続条件及びすくみ足検出後の正常歩行の再開条件はそれぞれ次の（１０）式〜（１２）式のように表される。

動作アシストによって支持脚の膝関節が屈曲する場合、膝折れによる転倒が発生し得る。そこで、すくみ足検出フラグが１の際は、左右の専用靴４Ａ，４ＢからのＦＲＦデータに基づいて、制御系システム非装着側である右脚の支持脚判定を行う（ＳＰ４）。支持脚側に１s以上連続して足圧中心位置がある場合、アシストフラグを１として動作アシストを行う（ＳＰ５）。その後、自律的制御部８０は、動作アシスト時は膝関節角度θ_kneeが目標角度θ_targetを上回るまで、かつ、動作アシスト継続時間ｔ_assistが最大継続時間ｔ_thresholdを上回るまで、アシストフラグを１として動作アシストを継続する（ＳＰ６）。

また、すくみ足は継続時間が極めて短く、装着者自身で早急に歩行を再開する状況が想定される。そこで、すくみ足フラグが１、アシストフラグが０のときに、すくみ足検出後の正常歩行の再開条件を満たすことですくみ足検出手法によって、装着者の歩行状態が正常歩行と判定された場合、すくみ足フラグを０とする（ＳＰ７）。

このように、自律的制御部８０は、すくみ足発現予兆検出時の支援トルクτ_FOGを駆動部１０のアシスト動力として制御することにより、装着者は歩行障害の発現予兆時に目標角度まで膝関節を屈曲動作させ、その後に伸展動作をさせることを繰り返しながら歩行動作させることが可能となる。

さらに駆動部１０の支援トルク生成における立上り時点の平滑化処理を行うことにより、装着者が支援トルクτ_FOGを付与されて関節補助動作を開始し始めた瞬間に、当該支援トルクτ_FOGに対する拮抗筋の誘発を防止して身体的負担が生じるのを回避することができる。

本実施の形態においては、歩行障害支援装置１は、上述したような装着者への動作アシスト制御構造のみならず、補完的に図９に示すような動作アシスト制御構造についての処理手順を実行するようにしても良い。図９において、自律的制御部８０は、制御系システム起動時はアシストフラグを０から開始し、装着者が正常歩行動作を継続している間はアシストフラグを０のまま維持する（ＳＰ１１）。

続いて自律的制御部８０は、パワーユニット２装着側のＦＲＦデータに基づき歩行周期を算出し、所定回数以上連続して歩行周期の減少を検出したか否かを判断し（ＳＰ１２）、当該検出をした時点で運動症状に伴う歩行障害（すくみ足）の発現予兆ありと判断する。

そして自律的制御部８０は、左右の専用靴４Ａ，４ＢからのＦＲＦデータに基づいて重心位置を判定し（ＳＰ１３）、当該判定した時点でアシストフラグを１として動作アシストを行う（ＳＰ１４）。

自律的制御部８０は、動作アシスト時は膝関節角度θ_kneeが目標角度θ_targetを上回るまで（ＳＰ１５）、又は、動作アシスト継続時間ｔ_assistが最大継続時間ｔ_thresholdを上回るまで（ＳＰ１６）、アシストフラグを１として動作アシストを継続する。

このように自律的制御部８０は、すくみ足発現予兆検出を補完することにより、上述と同様に当該すくみ足発現予兆検出時の支援トルクτ_FOGを駆動部１０のアシスト動力として制御する。この自律的制御部８０の制御により、装着者は歩行障害の発現予兆時に目標角度まで膝関節を屈曲動作させ、その後に伸展動作をさせることを繰り返しながら歩行動作することが可能となる。

また本実施の形態においては、パワーユニット２が、装着者の膝関節を歩行時の最大屈曲位である目標角度（６５度）まで動作アシストする場合について述べたが、本発明はこれに限らず、装着者の歩行動作状態に合わせて、駆動部１０に発生させるアシスト動力の生成タイミング及び継続時間を調整するようにしても良い。

例えば装着者の歩行障害の発現度合いが比較的軽度の場合、駆動部１０による支援トルクτ_FOGの付与も装着者本人の歩行動作を少し促す程度でも良い。要は、歩行周期及び重心位置を常時監視しながら、すくみ足発現予兆が検出されなくなる状態を維持することができれば、装着者の歩行動作状態に合わせて支援トルクτ_FOGの付与の程度を自由に調整すれば良い。

（６）実験結果
実際に図１０に示すように、本実施の形態による歩行障害支援装置１を装着者が装着した状態で実験を行った。装着者は１名とし、年齢２４歳、身長１６５ｃｍ、体重６２kgの健常な男性とした。この装着者は０ｍから５ｍの区間を正常歩行し、５ｍから７．５ｍの区間ですくみ足の模擬動作を行った。これら一連の動作を１回の施行とし、１０回行った。この時、すくみ足の模擬動作は、短い歩幅での小刻み歩行を行うものとした。

実験結果の一例を図１１に示す。足裏の荷重を表すＦＲＦデータが正常歩行Walkingからすくみ足の模擬動作Short stepsに遷移すると（図１１（Ａ）及び（Ｂ））、連続で歩行周期の減少を検出し（図１１（Ｃ）の（ａ）及び（Ｄ））、重心位置をもとにアシストフラグを０から１へと変更することにより（図１１（Ｅ）の（ｂ））、動作アシストを行い、膝関節が目標角度である６５度まで屈曲することを確認した（図１１（Ｆ）の（ｃ））。

（７）他手法による実験結果
上述の実験とは別に、図１２に本実施の形態による歩行障害支援装置１を装着者が装着した状態で実験を行った。この装着者は０ｍから５ｍの区間を正常歩行した後、すくみ足の模擬動作として一歩小刻み歩行を行う。

ここで、すくみ足発現時の歩行周期が直前の正常歩行時と比較して３５．２％減少することを考慮し、正常歩行及びすくみ足の模擬動作での歩幅がそれぞれ０．５ｍ、０.３４８ｍとなるように床面に線を設け、装着者は線を目安に歩行する。この目安となる線を設けることは、すくみ足発現時のパーキンソン病患者を模擬した動作の客観性及び再現性を担保する。本実験では、まずキャリブレーションとして５回の試行を行い、キャリブレーション後に１０回の試行を行った。

図１３にすくみ足の模擬動作時における動作アシストの様子を示し、図１４にキャリブレーション時の計測データに対するクラスタ分析の結果を示す。図１４中では、キャリブレーション時の各データは○で、セントロイドは×で表されている。また図１４中では、正常歩行時はＣ_Walking、すくみ足の模擬動作時はＣ_FOGと表される。

また図１５にキャリブレーションで閾値を設定した後の試行の試験結果を示す。図１５（Ａ）は、左足つま先の床反力ｔＦＲＦの時間経過による遷移の様子を示す。また図１５（Ｂ）は、すくみ足の発現検出を表すFOG_flagの時間経過による遷移の様子を示す。また図１５（Ｃ）は、制御系システム非装着側の支持脚期の判定を行うStance phaseの時間経過による遷移の様子を示す。また図１５（Ｄ）は、動作アシストを行うフラグを表すAssist_flagの時間経過による遷移の様子を示す。また図１５（Ｅ）は、膝関節角度Knee angleの時間経過による遷移の様子を示す。

正常歩行時とすくみ足の模擬動作時のクラスタのセントロイドはそれぞれ（1.12, 1.19）、（0.81, 0.72）となり（図１４）、計測されたデータは全てにおいて適切に分類された。キャリブレーションを行った後の１０回の試行において、装着者の膝関節が屈曲するよう動作アシストされることが全試行において確認された。なお図１５（Ｂ）１に示すように、すくみ足検出フラグが１となった後に、図１５（Ｄ）２に示すように動作アシストフラグが１となることで、動作アシストが実行される。なおすくみ足検出フラグは、すくみ足の模擬動作時にクラスタ分析の結果に基づいて判定される。また動作アシストフラグは、システム非装着側の支持脚判定をもとに判定される。

また、正常歩行時、能動的な歩行停止時及び制御系システム装着側が支持脚である時において動作アシストが行われないことも確認された。

図１６（Ａ）にキャリブレーション後のすくみ足の模擬動作の検出応答遅れ、図１６（Ｂ）に動作アシストの応答遅れを示す。図中のエラーバーは標準偏差を表す。検出の応答遅れの平均時間は０．４２ｓであり、動作アシストの応答遅れの平均時間は１．６７ｓであった。

（８）他の実施形態
本実施の形態においては、歩行障害支援装置１を、装着者の左脚の膝関節を中心にパワーユニット２を装着させる単脚構造とした場合について述べたが、本発明はこれに限らず、要は、外部からの動作支援によって脚を踏み出させるように動作アシストを行うことができれば、右脚用の単脚構造でも良く、さらには左脚及び右脚ともに両脚構造にしても良い。

また本実施の形態においては、運動症状に伴う歩行障害として、すくみ足を適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、運動症状には、振戦、固縮、無動・寡動、筋強剛、姿勢反射障害等も該当することから、各種の運動症状に伴い下半身に影響する障害であれば、すくみ足以外にも広く適用することができる。

さらに本実施の形態においては、一対の専用靴４Ａ，４Ｂに搭載するＦＲＦセンサ５０（足荷重測定部）を、前足部及び後足部として足裏面を分割して独立的に荷重計測し得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、歩行周期を検出するために足裏面の前足部（つま先部）の荷重を測定すると共に、重心位置を検出するために後足部（踵部）、外側アーチ（踵部から小指付け根部）、内側アーチ（踵部から親指付け根部）、親指部に至る重心移動に接地する足裏の各部位の荷重を測定することができれば、ＦＲＦセンサの配置位置は自由に設定するようにしても良い。

さらに本実施の形態においては、歩行周期を算出する歩行周期算出部と、装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を検出する発現予兆検出部と、発現予兆の検出有無に応じて駆動部１０を制御する制御部とを、パワーユニット２内の制御装置２０（主として自律的制御部８０）及びデータ格納部２１が実行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、歩行周期算出部、発現予兆検出部及び制御部を単一の制御手段を用いて実行させるようにしても良い。

さらに本実施の形態においては、制御系システム動作に関するパラメータを、ポテンショメータ３０、絶対角度センサ３１及び生体信号検出部３２から入力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、制御系システム動作に関するパラメータ設定に専用コントローラ（図示せず）を用いて行うようにしても良い。この専用コントローラの表示画面には、装着者の歩行情報を提示する。この歩行情報は、歩行周期、歩行時の入力サンプルと各クラスタのセントロイド間のユークリッド距離及び足圧中心位置とする。また調整可能なパラメータは、制御系システムのアシスト量の調整ゲイン及びすくみ足検出手法（上述した（４）式のすくみ足発現条件）における検出感度とする。

図１７に専用コントローラによる動作の流れを示す。制御系システム起動時（ＳＰ２０）は、まずＦＲＦセンサ５０のキャリブレーションを行う（ＳＰ２１）。その後、直近の操作におけるすくみ足検出手法で用いた各クラスタのセントロイドの座標を提示し（ＳＰ２２）、セントロイド座標に対するキャリブレーションの実施の有無を選択する（ＳＰ２３）。

装着者が本制御系システムを初めて使用する場合や病態の変化によってキャリブレーションが必要な場合は、コントローラ上でキャリブレーションの実施を選択し、直前の歩行周期の正常歩行の歩行周期に対する減少量の計測を行う（ＳＰ２４）。なお、このキャリブレーションの実施では、減少量の計測の他に、直立位の計測や、正常歩行の歩行周期の計測やすくみ足の動作における歩行周期の計測を行っても良い。

その後、キャリブレーションの終了を選択することにより（ＳＰ２５）、制御系システム内にてクラスタ分析を行い（ＳＰ２６）、制御系システム起動時と同様に各セントロイド座標を提示し（ＳＰ２２）、以降の処理を行う。再度キャリブレーションが必要な場合は実施を選択し、そうでない場合はクラスタ分析によって算出された座標を設定し、動作アシストを可能な状態とする（ＳＰ２７）。

１……歩行障害支援装置、２……パワーユニット、３……腰ベルト、４Ａ，４Ｂ……専用靴、１０……駆動部、１１，１３……締結部材、１２……第１の伝達部材、１４……第２の伝達部材、１５……被保持部、１６……バッテリユニット、２０……制御装置、２１……データ格納部、２３……基準パラメータデータベース、３０……ポテンショメータ、３１……絶対角度センサ、３２……生体信号検出部、４０……随意的制御部、５０……ＦＲＦセンサ、５１……ＦＲＦ制御部、５２……送信部、６０……受信部、７０……フェーズ特定部、８０……自律的制御部。

Claims

装着者の左右いずれかの脚の大腿部と下腿部とに装着されるフレーム同士を、当該装着者の膝関節に対応する回転軸を中心に相対的に駆動する駆動部と、
前記装着者の左右の足裏面に取り付けられ、当該各足裏面の前足部に加わる荷重を測定する足荷重測定部と、
前記足荷重測定部により測定された荷重のピーク値の発生タイミングのうち、前記駆動部の装着側の脚についての発生タイミングを歩行周期として算出する歩行周期算出部と、
前記歩行周期算出部により算出された歩行周期と直前の歩行に対する歩行周期の減少率との相関関係に基づいて、前記装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆を検出する発現予兆検出部と、
前記発現予兆検出部により前記歩行障害の発現予兆が検出された場合、前記装着者の膝関節に対して前記駆動部がアシスト動力を付与するように当該駆動部を制御する一方、前記歩行障害の発現予兆が検出されない場合、前記駆動部による駆動トルクが前記装着者の歩行動作を阻害しないように当該駆動部を制御する制御部と
を備えることを特徴とする歩行障害支援装置。
前記発現予兆検出部は、前記歩行周期算出部による歩行周期が所定回数以上連続して所定の閾値に満たない場合、前記装着者の運動症状に伴う歩行障害の発現予兆として検出する
ことを特徴とする請求項１に記載の歩行障害支援装置。
前記足荷重測定部は、前記装着者の左右の足裏面の前足部のみならず、中足部及び後足部に加わる荷重も測定し、
前記制御部は、前記足荷重測定部により測定された荷重変化により、前記装着者の歩行動作時の重心位置を検出しながら、当該重心位置が前記装着者における前記駆動部の非装着側の脚にあるタイミングに同期して、前記駆動部がアシスト動力を付与するように当該駆動部を制御する
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の歩行障害支援装置。
前記制御部は、前記発現予兆検出部による発現予兆が検出された場合、前記駆動部に発生させるアシスト動力の大きさ及び継続時間を、前記装着者の歩行動作状態に合わせて調整する
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の歩行障害支援装置。
前記制御部は、前記駆動部による駆動トルクの生成開始時点から所定時間の間、所定の平滑化処理を行う
ことを特徴とする請求項４に記載の歩行障害支援装置。
前記制御部は、前記発現予兆検出部により発現予兆が検出されない期間は、前記駆動部に加わる粘性摩擦補償トルクと、前記フレームに加わる重力補償トルクの合計を、前記装着者の歩行動作を阻害しないための前記駆動部による駆動トルクとして作用させる
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の歩行障害支援装置。