JP7115622B2

JP7115622B2 - 歩行訓練システム

Info

Publication number: JP7115622B2
Application number: JP2021196231A
Authority: JP
Inventors: 一誠中島; 昌幸今井田; 貴翔深川; 栄一才藤; 哲平野; 茂雄田辺; 広樹谷川
Original assignee: Toyota Motor Corp
Current assignee: Toyota Motor Corp
Priority date: 2018-01-10
Filing date: 2021-12-02
Publication date: 2022-08-09
Anticipated expiration: 2038-01-10
Also published as: JP2022019929A

Description

本発明は、歩行訓練システムに関する。

転倒に対する回避行動を行うために、対象者に運動状態を検出するための多関節構造体を装着して、転倒開始を検出する技術が知られている。（例えば、特許文献１参照）。

特開２０１０－２２４３９号公報

脚に麻痺を患う患者がリハビリとして歩行訓練を行う場合に、歩行訓練装置が患者の歩行動作の開始時点で転倒を予測して回避動作を行ってしまうと、患者にとって訓練にならない。そこで、例えば、麻痺患者が完全に転倒しない範囲内でその歩容の動きに自由度を持たせて歩行を複数サイクル継続させながら歩行訓練するようにした場合、その歩容の異常判定は、転倒を予測する場合と異なり、非常に難しくなる。例えば、麻痺患者の歩容は、疾患に応じて多様であり、歩行に関与するある部位の動作量が健常者のものと同様であっても、全体として観察すると異常な歩行と評価されることも多い。

一方で麻痺患者が体勢を崩さないように完全にアシストすると、実際の歩行動作とはかけ離れたものになってしまうこともあり、患者のリハビリ効果が薄くなる。従来の歩行訓練装置は、患者がバランスを崩して転倒回避動作を行えばその時点で訓練を終了するか、患者がバランスを崩さないように確実にサポートして歩行させるものであった。このような装置では、一連の歩行動作を全体として評価できず、健常者の歩行にどれほど近づいているのか正しく判断できなかった。

本発明は、このような問題を解決するためになされたものであり、脚に麻痺を患う麻痺患者の歩行訓練において、患者が完全に転倒しない範囲内でその歩容の動きに自由度を持たせて複数サイクルの歩行を継続させつつも、多様な歩容に対して異常歩行を正しく評価できる歩行訓練システムを提供するものである。

本発明の一態様における歩行訓練システムは、脚に麻痺を患う麻痺患者の訓練歩行を行う歩行訓練システムであって、麻痺患者が転倒することを防止する転倒防止装置と麻痺を患う脚である患脚を含む麻痺体部の、一歩ごとの歩行動作に伴う動作量を取得する取得部と、取得部によって取得された動作量が、予め定められた異常歩行基準に合致した場合に歩行動作が異常歩行であると評価する評価部と、評価部によって評価された異常歩行の積算数に基づいて一連の歩行訓練に対する訓練結果を算出する算出部とを備える。

本発明により、脚に麻痺を患う麻痺患者の歩行訓練において、患者が完全に転倒しない範囲内でその歩容の動きに自由度を持たせて複数サイクルの歩行を継続させつつも、多様な歩容に対して異常歩行を正しく評価できる歩行訓練システムを提供することができる。

本実施形態にかかる歩行訓練装置の概略斜視図である。歩行補助装置の概略斜視図である。歩行訓練装置のシステム構成を示す図である。第１の異常歩行基準を説明する図である。第２の異常歩行基準を説明する図である。第３の異常歩行基準を説明する図である。第４の異常歩行基準を説明する図である。第５の異常歩行基準を説明する図である。第６の異常歩行基準を説明する図である。第７の異常歩行基準を説明する図である。歩行訓練装置の処理動作を示すフロー図である。判定結果を示す表示例である。変形例にかかる歩行訓練装置の概略斜視図である。

以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、特許請求の範囲に係る発明を以下の実施形態に限定するものではない。また、実施形態で説明する構成の全てが課題を解決するための手段として必須であるとは限らない。

図１は、本実施形態にかかる歩行訓練装置１００の概略斜視図である。歩行訓練装置１００は、一方の脚に麻痺を患う片麻痺患者である訓練者９００が、歩行訓練を行うための装置である。歩行訓練装置１００は、主に、全体の骨格を成すフレーム１３０に取り付けられた制御盤１３３と、訓練者９００が歩行するトレッドミル１３１と、訓練者９００の麻痺側の脚部である患脚に装着する歩行補助装置１２０とを備える。

フレーム１３０は、床面に設置されるトレッドミル１３１上に立設されている。トレッドミル１３１は、不図示のモータによりリング状のベルト１３２を回転させる。トレッドミル１３１は、訓練者９００の歩行を促す装置である。歩行訓練を行う訓練者９００は、ベルト１３２に乗り、ベルト１３２の移動に合わせて歩行動作を試みる。

フレーム１３０は、モータやセンサの制御を行う全体制御部２１０を収容する制御盤１３３や、訓練の進捗状況等を訓練者９００へ呈示する例えば液晶パネルである訓練用モニタ１３８などを支持している。また、フレーム１３０は、訓練者９００の頭上部前方付近で前側引張部１３５を、頭上部付近でハーネス引張部１１２を、頭上部後方付近で後側引張部１３７支持している。また、フレーム１３０は、訓練者９００が掴むための手摺り１３０ａを含む。

カメラ１４０は、訓練者９００の全身を観察するための撮像部としての機能を担う。カメラ１４０は、訓練用モニタ１３８の近傍に、訓練者と相対するように設置されている。カメラ１４０は、訓練者９００の全身を捉えられる程度の画角となるような、レンズと撮像素子のセットを含む。撮像素子は、例えばＣＭＯＳイメージセンサであり、結像面に結像した光学像を画像信号に変換する。

前側ワイヤ１３４は、一端が前側引張部１３５の巻取機構に連結されており、他端が歩行補助装置１２０に連結されている。前側引張部１３５の巻取機構は、不図示のモータをオン／オフさせることにより、患脚の動きに応じて前側ワイヤ１３４を巻き取ったり繰り出したりする。同様に、後側ワイヤ１３６は、一端が後側引張部１３７の巻取機構に連結されており、他端が歩行補助装置１２０に連結されている。後側引張部１３７の巻取機構は、不図示のモータをオン／オフさせることにより、患脚の動きに応じて後側ワイヤ１３６を巻き取ったり繰り出したりする。このような前側引張部１３５と後側引張部１３７の連携した動作により、歩行補助装置１２０の荷重が患脚の負担とならないように当該荷重を相殺し、更には、設定の程度に応じて患脚の振り出し動作をアシストする。

例えば、訓練補助者であるオペレータは、重度の麻痺を抱える訓練者に対しては、アシストするレベルを大きく設定する。アシストするレベルが大きく設定されると、前側引張部１３５は、患脚の振り出しタイミングに合わせて、比較的大きな力で前側ワイヤ１３４を巻き取る。訓練が進み、アシストが必要でなくなったら、オペレータは、アシストするレベルを最小に設定する。アシストするレベルが最小に設定されると、前側引張部１３５は、患脚の振り出しタイミングに合わせて、歩行補助装置１２０の自重をキャンセルするだけの力で前側ワイヤ１３４を巻き取る。

歩行訓練装置１００は、装具１００、ハーネスワイヤ１１１、ハーネス引張部１１２を主な構成要素とする、安全装置としての転倒防止ハーネス装置を備える。装具１００は、訓練者９００の腹部に巻き付けられるベルトであり、例えば面ファスナによって腰部に固定される。装具１００は、吊具であるハーネスワイヤ１１１の一端を連結する連結フック１１０ａを備える。訓練者９００は、連結フック１１０ａが後背部に位置するように、装具１００を装着する。

ハーネスワイヤ１１１は、一端が装具１００の連結フック１１０ａに連結されており、他端がハーネス引張部１１２の巻取機構に連結されている。ハーネス引張部１１２の巻取機構は、不図示のモータをオン／オフさせることにより、ハーネスワイヤ１１１を巻き取ったり繰り出したりする。このような構成により、転倒防止ハーネス装置は、訓練者９００が転倒しそうになった場合に、その動きを検知した全体制御部２１０の指示に従ってハーネスワイヤ１１１を巻き取り、装具１００により訓練者９００の上体を支えて、訓練者９００の転倒を防ぐ。

装具１１０は、訓練者９００の姿勢を検出するための姿勢センサ２１７を備える。姿勢センサ２１７は、例えばジャイロセンサと加速度センサを組み合わせたものであり、装具１１０が装着された腹部の重力方向に対する傾斜角を出力する。

管理用モニタ１３９は、フレーム１３０に取り付けられており、主にオペレータが監視および操作するための表示入力装置である。管理用モニタ１３９は、例えば液晶パネルであり、その表面にはタッチパネルが設けられている。管理用モニタ１３９は、訓練設定に関する各種メニュー項目や、訓練時における各種パラメータ値、訓練結果などを呈示する。

歩行補助装置１２０は、訓練者９００の患脚に装着され、患脚の膝関節における伸展および屈曲の負荷を軽減することにより訓練者９００の歩行を補助する。図２は、歩行補助装置１２０の概略斜視図である。歩行補助装置１２０は、主に、制御ユニット１２１と、患脚の各部を支える複数のフレームと、足裏に掛かる荷重を検出するための荷重センサ２２２とを備える。

制御ユニット１２１は、歩行補助装置１２０の制御を行う補助制御部２２０を含み、また、膝関節の伸展運動および屈曲運動を補助するための駆動力を発生させる不図示のモータを含む。患脚の各部を支えるフレームは、上腿フレーム１２２と、上腿フレーム１２２に回動自在に連結された下腿フレーム１２３と、下腿フレーム１２３に回動自在に連結された足平フレーム１２４と、前側ワイヤ１３４を連結するための前側連結フレーム１２７と、後側ワイヤ１３６を連結するための後側連結フレーム１２８とを含む。

上腿フレーム１２２と下腿フレーム１２３は、図示するヒンジ軸Ｈ_ａ周りに相対的に回動する。制御ユニット１２１のモータは、補助制御部２２０の指示に従って回転して、上腿フレーム１２２と下腿フレーム１２３がヒンジ軸Ｈ_ａ周りに相対的に開くように加勢したり、閉じるように加勢したりする。制御ユニット１２１に収められた角度センサ２２３は、例えばロータリエンコーダであり、ヒンジ軸Ｈ_ａ周りの上腿フレーム１２２と下腿フレーム１２３の成す角を検出する。下腿フレーム１２３と足平フレーム１２４は、図示するヒンジ軸Ｈ_ｂ周りに相対的に回動する。相対的に回動する角度範囲は、調整機構１２６によって事前に調整される。

前側連結フレーム１２７は、上腿の前側を左右方向に伸延し、両端で上腿フレーム１２２に接続するように設けられている。また、前側連結フレーム１２７には、前側ワイヤ１３４を連結するための連結フック１２７ａが、左右方向の中央付近に設けられている。後側連結フレーム１２８は、下腿の後側を左右方向に伸延し、両端でそれぞれ上下に伸延する下腿フレーム１２３に接続するように設けられている。また、後側連結フレーム１２８には、後側ワイヤ１３６を連結するための連結フック１２８ａが、左右方向の中央付近に設けられている。

上腿フレーム１２２は、上腿ベルト１２９を備える。上腿ベルト１２９は、上腿フレームに一体的に設けられたベルトであり、患脚の上腿部に巻き付けて上腿フレーム１２２を上腿部に固定する。これにより、歩行補助装置１２０の全体が訓練者９００の脚部に対してずれることを防止している。

荷重センサ２２２は、足平フレーム１２４に埋め込まれた荷重センサである。荷重センサ２２２は、訓練者９００の足裏が受ける垂直荷重の大きさと分布を検出する。荷重センサ２２２は、例えば、電極がマトリックス状に配置された抵抗変化検出型の荷重検出シートである。

次に歩行訓練装置１００のシステム構成について説明する。図３は、歩行訓練装置１００のシステム構成図である。全体制御部２１０は、例えばＭＰＵであり、システムメモリから読み込んだ制御プログラムを実行することにより、装置全体の制御を実行する。トレッドミル駆動部２１１は、ベルト１３２を回転させるモータとその駆動回路を含む。全体制御部２１０は、トレッドミル駆動部２１１へ駆動信号を送ることにより、ベルト１３２の回転制御を実行する。例えば、オペレータによって設定された歩行速度に応じて、ベルト１３２の回転速度を調整する。

操作受付部２１２は、訓練者９００やオペレータからの入力操作を受け付けて、操作信号を全体制御部２１０へ送信する。訓練者９００やオペレータは、操作受付部２１２を構成する、装置に設けられた操作ボタンや管理用モニタ１３９に重畳されたタッチパネル、付属するリモコン等を操作して、電源のオン／オフやトレーニングの開始の指示を与えたり、設定に関する数値の入力やメニュー項目の選択を行ったりする。

表示制御部２１３は、全体制御部２１０からの表示信号を受け取って表示画面を生成し、訓練用モニタ１３８または管理用モニタ１３９に表示する。表示制御部２１３は、表示信号に従って、トレーニングの進捗を示す画面や、カメラ１４０で撮影したリアルタイム映像を生成する。

引張駆動部２１４は、前側引張部１３５を構成する、前側ワイヤ１３４を引張するためのモータとその駆動回路と、後側引張部１３７を構成する、後側ワイヤ１３６を引張するためのモータとその駆動回路とを含む。全体制御部２１０は、引張駆動部２１４へ駆動信号を送ることにより、前側ワイヤ１３４の巻き取りと後側ワイヤ１３６の巻き取りをそれぞれ制御する。また、巻き取り動作に限らず、モータの駆動トルクを制御することにより、各ワイヤの引張力を制御する。全体制御部２１０は、例えば、荷重センサ２２２の検出結果から患脚が立脚状態から遊脚状態に切り替わるタイミングを同定し、そのタイミングに同期して各ワイヤの引張力を増減させることにより、患脚の振り出し動作をアシストする。

ハーネス駆動部２１５は、ハーネス引張部１１２を構成する、ハーネスワイヤ１１１を引張するためのモータとその駆動回路を含む。全体制御部２１０は、ハーネス駆動部２１５へ駆動信号を送ることにより、ハーネスワイヤ１１１の巻き取りと、ハーネスワイヤ１１１の引張力を制御する。全体制御部２１０は、例えば、訓練者９００の転倒を予測した場合に、ハーネスワイヤ１１１を一定量巻き取って、訓練者の転倒を防止する。

画像処理部２１６は、全体制御部２１０からの指示に従って、カメラ１４０から受け取った画像信号を画像処理して画像データを生成する。また、画像処理部１３５は、全体制御部２１０からの指示に従って、カメラ１４０から受け取った画像信号に画像処理を施して、特定の画像解析を実行することもできる。例えば、画像処理部１３５は、トレッドミル１３１に接する患脚の足の位置（立脚位置）を、画像解析により検出する。具体的には、例えば、足平フレーム１２４の先端近傍の画像領域を抽出し、当該先端部と重なるベルト１３２上に描かれた識別マーカを解析することにより、立脚位置を演算する。

姿勢センサ２１７は、上述の通り訓練者９００の腹部の重力方向に対する傾斜角を検出して、検出信号を補助制御部２２０へ送信する。全体制御部２１０は、姿勢センサ２１７からの検出信号を用いて、訓練者９００の姿勢、具体的には体幹の傾斜角を演算する。なお、全体制御部２１０と姿勢センサ２１７は、有線で接続されていても良いし、近距離無線通信で接続されていても良い。

全体制御部２１０は、制御に関わる様々な演算や制御を実行する機能実行部としての役割も担う。歩行評価部２１０ａは、取得した各種センサ情報を用いて、訓練者９００の歩行動作が異常歩行であるか否かを評価する。訓練判定部２１０ｂは、歩行評価部２１０ａが評価した異常歩行の積算数に基づいて、一連の歩行訓練に対する訓練結果を判定する。具体的な処理については後述する。

上述のように、歩行補助装置１２０は訓練者９００の患脚に装着されるが、歩行訓練装置１００は、歩行装置１２０に指令を与えたり、センサ情報を受け取ったりするために、全体制御部２１０に接続された通信接続ＩＦ２１９を備える。歩行補助装置１２０も、通信接続ＩＦ２１９と有線または無線によって接続される通信接続ＩＦ２２９が設けられている。通信接続ＩＦ２２９は、歩行補助装置１２０の補助制御部２２０に接続されている。通信接続ＩＦ２１９、２２９は、通信規格に則った例えば無線ＬＡＮ等の通信インタフェースである。

補助制御部２２０は、例えばＭＰＵであり、全体制御部２１０から与えられた制御プログラムを実行することにより、歩行補助装置１２０の制御を実行する。また、歩行補助装置１２０の状態を、通信接続ＩＦ２１９、２２９を介して全体制御部２１０へ通知する。また、全体制御部２１０からの指令を受けて、歩行補助装置１２０の起動／停止等を実行する。

関節駆動部２２１は、制御ユニット１２１のモータとその駆動回路を含む。補助制御部２２０は、関節駆動部２２１へ駆動信号を送ることにより、上腿フレーム１２２と下腿フレーム１２３がヒンジ軸Ｈ_ａ周りに相対的に開くように加勢したり、閉じるように加勢したりする。このような動作により、膝の伸展動作および屈曲動作をアシストしたり、膝折れを防止したりする。

荷重センサ２２２は、上述の通り訓練者９００の足裏が受ける垂直荷重の大きさと分布を検出して、検出信号を補助制御部２２０へ送信する。補助制御部２２０は、検出信号を受け取り解析することにより、遊脚／立脚の状態判別や切替り推定等を行う。

角度センサ２２３は、上述の通りヒンジ軸Ｈ_ａ周りの上腿フレーム１２２と下腿フレーム１２３の成す角を検出して、検出信号を補助制御部２２０へ送信する。補助制御部２２０は、検出信号を受け取って膝関節の開き角を演算する。

脚に麻痺を患う患者の歩容は、疾患の部位や程度に応じて様々であり、転倒する虞が高いと判断される異常歩行を一つの基準で評価することは難しい。全体として観察すれば異常歩行と評価される歩容であっても、脚の一部分の動作に着目した場合には、正常歩行の動作とほとんど変わらない場合もある。したがって、これまでの歩行評価装置は、異常歩行を正常歩行と評価してしまうことがあった。

本願発明者らは、片麻痺患者に見られる異常歩行には少なくとも７つに分類されるパターンが存在することを知見として得た。すなわち、それぞれのパターンに対して異常歩行基準を定めれば、訓練者の歩容がいずれかの異常歩行基準と合致する場合に、その歩行動作は異常歩行であると評価できることがわかった。そこで、本実施形態にかかる歩行訓練装置１００においては、歩行評価部２１０ａが、各麻痺体部の動作量と各異常歩行基準とを比較して、その歩行動作が異常歩行であるか否かを評価する。以下に、それぞれの異常歩行基準と、その評価手法について説明する。

図４は、第１の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、上から順に、体幹ＴＬ，股関節ＨＪ，大腿ＨＬ、膝関節ＮＪ、下腿ＣＬ、足関節ＦＪ、足ＦＬを表す。なお、本実施例においては、「脚」および「脚部」は、股関節ＨＪより下部全体を示す用語として用い、「足」および「足部」を足首からつま先までの部分を示す用語として用いる。

第１の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚が遊脚期を終えて着地したときの、股関節ＨＪから足関節ＦＪまでの歩行方向に沿う距離Ｘ_１を歩行動作に伴う第１の動作量として検出する。健脚の通常歩行であれば、遊脚期を終えて着地する地点は、股関節ＨＪよりも歩行方向（前方）に位置するはずである。しかし、患脚の歩行においては、患脚を十分に振り出せないために前方まで十分に運脚できず、股関節ＨＪより少しだけ前方に着地したり、股関節ＨＪより後方に着地したりすることがある。

そこで、第１の異常歩行基準として「基準距離Ｘ_ｃ１未満」を設定する。歩行動作において検出された距離Ｘ_１が基準距離Ｘ_ｃ１未満であれば異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、荷重センサ２２２からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて遊脚期の終了時点における距離Ｘ_１を検出する。例えば、Ｘ_ｃ１＝２０ｃｍ（＝股関節ＨＪから前方に２０ｃｍ）と設定されている場合に、検出された距離Ｘ_１が１０ｃｍや－５ｃｍであるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準距離Ｘ_ｃ１は、訓練者の体格やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

図５は、第２の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第２の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚の遊脚期における足裏荷重Ｘ_２を歩行動作に伴う第２の動作量として検出する。健脚の通常歩行であれば、遊脚期に足裏が接地することはない。しかし、患脚の歩行においては、脚全体を持ち上げる力が足りないために、足裏が接地した状態で脚を前方に押し出すような、いわゆる引き摺り歩行となる場合がある。

そこで、第２の異常歩行基準として「基準荷重Ｘ_ｃ２より大きい」を設定する。歩行動作において検出された荷重Ｘ_２が基準荷重Ｘ_ｃ２より大きければ異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、荷重センサ２２２からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて遊脚期における荷重Ｘ_２を検出する。通常はＸ_ｃ２＝０と設定する。すなわち、遊脚期において足裏からの荷重を少しでも検出したら、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。ただし、リハビリの進捗度合等に応じて、多少の接地を許容し、例えばＸ_ｃ２＝１０Ｎのように設定しても良い。また、遊脚期中の積算荷重を基準値としても良い。

図６は、第３の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第３の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚の立脚中における膝関節ＮＪの屈曲角度Ｘ_３を歩行動作に伴う第３の動作量として検出する。健脚の通常歩行であれば、立脚中における膝関節ＮＪはそれほど屈曲しない。しかし、患脚の歩行においては、膝関節ＮＪが上体を支える力が足りないために、立脚中に膝関節ＮＪが大きく屈曲することがある。場合によっては、いわゆる膝折れを起こす。

そこで、第３の異常歩行基準として「基準角度Ｘ_ｃ３未満」を設定する。歩行動作において検出された屈曲角度Ｘ_３が基準角度Ｘ_ｃ３より小さければ異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、角度センサ２２３からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて立脚中における屈曲角度Ｘ_３を検出する。例えば、Ｘ_ｃ３＝１６５度と設定されている場合に、検出された屈曲角度Ｘ_３が１４０度であるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。なお、歩行評価部２１０ａは、立脚中に連続して検出された屈曲角度Ｘ_３が一度でも基準角度Ｘ_ｃ３未満となったら、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準角度Ｘ_ｃ３は、訓練者の年齢やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

図７は、第４の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第４の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚が立脚期から遊脚期に切り替わる振り出し時の、股関節ＨＪから足関節ＦＪまでの歩行方向に沿う距離Ｘ_４を歩行動作に伴う第４の動作量として検出する。健常者による歩行であれば、振り出し時における足関節ＦＪは、股関節ＨＪに対してある程度後方に位置する。しかし、麻痺患者による歩行においては、上体の体重移動が自由に行えないために、足関節ＦＪが股関節ＨＪから十分に離れる前に振り出しを開始してしまうことがある。

そこで、第４の異常歩行基準として「基準距離Ｘ_ｃ４以上」を設定する。歩行動作において検出された距離Ｘ_４が基準距離Ｘ_ｃ４未満であれば異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、荷重センサ２２２からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて立脚期から遊脚期に切り替わる振り出し時点における距離Ｘ_４を検出する。例えば、Ｘ_ｃ４＝－２０ｃｍ（＝股関節ＨＪから後方に２０ｃｍ）と設定されている場合に、検出された距離Ｘ_４が－１０ｃｍ（＝股関節ＨＪから後方に１０ｃｍ）や５ｃｍ（＝股関節ＨＪから前方に５ｃｍ）であるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準距離Ｘ_ｃ４は、訓練者の体格やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

図８は、第５の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第５の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚の立脚中における体幹ＴＬの前方向への傾斜角度Ｘ_５を歩行動作に伴う第５の動作量として検出する。健常者による通常歩行であれば、立脚中における体幹ＴＬは、股関節ＨＪを通る鉛直線に対して前方へ若干傾斜する程度である。しかし、麻痺患者の歩行においては、下半身を庇おうとするために、体幹ＴＬが股関節ＨＪを通る鉛直線に対して大きく前傾してしまうことがある。

そこで、第５の異常歩行基準として「基準角度Ｘ_ｃ５以上」を設定する。歩行動作において検出された前方への傾斜角度Ｘ_５が基準角度Ｘ_ｃ５以上であれば異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、姿勢センサ２１７からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて立脚中における傾斜角度Ｘ_５を検出する。例えば、Ｘ_ｃ５＝１０度と設定されている場合に、検出された傾斜角度Ｘ_５が３０度であるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。なお、歩行評価部２１０ａは、立脚中に連続して検出された傾斜角度Ｘ_５が一度でも基準角度Ｘ_ｃ５以上となったら、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準角度Ｘ_ｃ５は、訓練者の年齢やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

図９は、第６の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向正面から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第６の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚の立脚中における体幹ＴＬの患脚側への傾斜角度Ｘ_６を歩行動作に伴う第６の動作量として検出する。健常者による通常歩行であれば、立脚中における体幹ＴＬは、股関節ＨＪを通る鉛直線に対して左右方向へぶれることはほとんどない。しかし、麻痺患者の歩行においては、患脚側に体重を掛けることに対する恐怖心などのために、体幹ＴＬが股関節ＨＪを通る鉛直線に対して患脚側へ大きく前傾してしまうことがある。

そこで、第６の異常歩行基準として「基準角度Ｘ_ｃ６以上」を設定する。歩行動作において検出された患脚側への傾斜角度Ｘ_６が基準角度Ｘ_ｃ６以上であれば異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、姿勢センサ２１７からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて立脚中における傾斜角度Ｘ_６を検出する。例えば、Ｘ_ｃ６＝１０度と設定されている場合に、検出された傾斜角度Ｘ_６が２０度であるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。なお、歩行評価部２１０ａは、立脚中に連続して検出された傾斜角度Ｘ_６が一度でも基準角度Ｘ_ｃ６以上となったら、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準角度Ｘ_ｃ６は、訓練者の年齢やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

図１０は、第７の異常歩行基準を説明する図である。図は、患脚側の下半身である麻痺体部を歩行方向に対して側方から観察した場合の模式図であり、各体部を図４と同様に表す。

第７の異常歩行基準に合致するか否かを判断するために、全体制御部２１０は、患脚の遊脚中における体幹ＴＬの前方向への傾斜角度Ｘ_７を歩行動作に伴う第７の動作量として検出する。健常者による通常歩行であれば、遊脚中における体幹ＴＬは、股関節ＨＪを通る鉛直線に対して前方へある程度傾斜する。しかし、麻痺患者の歩行においては、上体の体重移動が自由に行えずにのけぞってしまい、体幹ＴＬが股関節ＨＪを通る鉛直線に対して後方に傾斜してしまうことがある。

そこで、第７の異常歩行基準として「基準角度Ｘ_ｃ７未満」を設定する。歩行動作において検出された前方への傾斜角度Ｘ_７が基準角度Ｘ_ｃ７未満であれば異常歩行と判断する。全体制御部２１０は、姿勢センサ２１７からの検出信号とカメラ１４０からの画像データを取得し、これらの情報を用いて遊脚中における傾斜角度Ｘ_７を検出する。例えば、Ｘ_ｃ７＝－５度（＝後方に５度傾斜）と設定されている場合に、検出された傾斜角度Ｘ_７が－２０度であるときには、歩行評価部２１０ａは、その歩行動作を異常歩行と評価する。なお、歩行評価部２１０ａは、遊脚中に連続して検出された傾斜角度Ｘ_７が一度でも基準角度Ｘ_ｃ７未満となったら、その歩行動作を異常歩行と評価する。基準角度Ｘ_ｃ７は、訓練者の年齢やリハビリの進捗度合等に応じて変更しても良い。

以上、７つの異常歩行基準を説明したが、この他の異常歩行基準が加えられても良い。異常歩行基準を定めるにあたっては、単一ではなく、複数定めることが肝要であり、その場合の異常歩行基準は、少なくとも、麻痺体部の互いに異なる部位の動作量に関する２つ以上の基準を含むか、麻痺体部の同一部位の互いに異なる方向への動作量に関する２つ以上の基準を含むと良い。

ここで、互いに異なる部位の動作量に関する２つ以上の基準は、体幹の動作量に関する基準、膝関節の動作量に関する基準および足首から先の足部の動作量に関する基準のうちから選択されると良い。上記の例においては、体幹の動作量に関する基準は第５、６、７の基準であり、膝関節の動作量に関する基準は、第３の基準であり、足部の動作量に関する基準は、第１、２、４の基準である。このように着目する動作量を選択すると、実際の歩容が異常歩行であると評価されるべき場合に、一方の動作量からは異常歩行と評価されない場合でも、他方の動作量から異常歩行と評価されることが多いことが実験を通じて明らかとなった。

また、麻痺体部の同一部位の互いに異なる方向への動作量に関する２つ以上の基準は、体幹の歩行方向に対する動作量に関する基準と歩行方向に対して直交する直交方向に対する動作量に関する基準とを含むと良い。上記の例においては、第５および第７のいずれかの基準と、第６の基準との関係が相当する。このように着目する動作量を組み合わせても、実際の歩容が異常歩行であると評価されるべき場合に、一方の動作量からは異常歩行と評価されない場合でも、他方の動作量から異常歩行と評価されることが多いことが実験を通じて明らかとなった。

また、異常歩行基準は、患脚の遊脚期と立脚期でそれぞれ異なる基準とすると良いことがわかった。第１の基準と第４の基準は、互いに同一部位の同一方向の基準であるが、それぞれ遊脚期から立脚期に切り替わる時点と、立脚期から遊脚期に切り替わる時点に着目している。また、第５の基準と第７の基準は、同じく互いに同一部位の同一方向の基準であるが、それぞれ立脚期と遊脚期を別々に着目している。すなわち、同一部位かつ同一方向の動作量であっても、観察時点を区切れば、歩行動作の異なる特徴量として評価できる。

次に、歩行訓練装置１００の処理動作について説明する。図１１は、処理動作を示すフロー図である。フローは、訓練者９００またはオペレータによって訓練メニューが選択されて、一連の訓練プログラムが起動した時点から開始する。

全体制御部２１０は、ステップＳ１０１で、歩行周期カウンタｎをリセットする。そして、トレッドミル駆動部２１１を駆動してベルト１３２の回転を開始すると共に、設定された調整値に応じて引張駆動部２１４および関節駆動部２２１を駆動して、訓練者９００の歩行アシストを実行する。訓練者９００が方向動作を開始したら、ステップＳ１０２で、歩行動作に伴う各動作量を取得する。具体的には、カメラ１４０から取得した画像信号を画像処理部２１６で解析したり、姿勢センサ２１７、荷重センサ２２２、角度センサ２２３からの検出信号を取得して動作量に換算したりする。

全体制御部２１０は、ステップＳ１０３で、一歩行周期が終了したか否かを判断する。異常歩行の評価は、患脚の一歩ごとに実行しても良いが、本実施形態においては、患脚の一歩とこれに連続する健脚の一歩の一周期で評価を実行する。したがって、全体制御部２１０は、一歩行周期が終了したと判断したら、評価を実行すべくステップＳ１０４へ進み、まだ終了していないと判断したら、ステップＳ１０２へ戻って各動作量の取得を継続する。

全体制御部２１０の歩行評価部２１０ａは、ステップＳ１０４で、異常歩行の評価を実行する。具体的には、歩行動作における各部位、各方向、各期間の動作量を集計し、上記の各異常歩行基準に合致するか否かを確認する。異常歩行と評価された場合には、その歩行動作を失敗歩行と判定する。歩行評価部２１０ａは、ステップＳ１０５で、上記の各異常歩行基準の一つにでも合致するかを判断し、一つにでも合致すると判断した場合には、ステップＳ１０６へ進み、ｎ歩目の評価変数Ｅｎに「０」を代入する。そして、全体制御部２１０は、当該一歩が失敗歩行であった旨を、表示制御部２１３を介して訓練用モニタ１３８および管理用モニタ１３９に表示する。一方、ステップＳ１０５で、上記の各異常歩行基準のいずれにも合致しないと判断した場合には、ステップＳ１０８へ進み、ｎ歩目の評価変数Ｅｎに「１」を代入する。そして、全体制御部２１０は、当該一歩が成功歩行であった旨を、表示制御部２１３を介して訓練用モニタ１３８および管理用モニタ１３９に表示する。

ここで、失敗歩行であった旨を訓練中にリアルタイムに表示する場合には、どの異常歩行基準に合致したかを示すことなく、簡素で単一の表示にすることが好ましい。簡素で単一の表示によって失敗歩行であることを呈示すれば、訓練者９００は、歩行訓練中に混乱することなく、最低限の自身の状況を認識することができる。なお、失敗歩行であるか否かを呈示する手段は、管理用モニタ１３９に限らず、ブザー音や点滅光などを利用することもできる。この場合も、音や光は、簡素で単一の態様で訓練者９００に示すことが好ましい。このように失敗歩行である旨を呈示する管理用モニタ１３９や、音や光を発生するデバイスなどは、歩行評価部２１０ａによる評価に関する情報を呈示する呈示部として機能する。

ステップＳ１０７で失敗表示を、またはステップＳ１０９で成功表示を終えたら、全体制御部２１０は、ステップＳ１１０へ進み、歩行周期カウンタｎをインクリメントする。そして、ステップＳ１１１では、歩行周期カウンタｎが、一連の歩行訓練プログラムで予定されていた歩行周期数ｎ_０に到達したか否かを判断する。到達していないと判断したら、ステップＳ１０２へ戻り、歩行訓練制御を継続する。到達したと判断したら、ステップＳ１１２へ進む。

全体制御部２１０の訓練判定部２１０ｂは、ステップＳ１１２で、一連の連続的に歩行した歩行訓練試行における評価結果を集計し、歩行訓練試行の成功度合を示すための判定を行う。訓練判定部２１０ｂは、具体的には、患脚の総歩行数に対する失敗歩行数の割合を計算したり、ハーネス駆動部２１５を動作させた転倒回避動作数を評価したりして、訓練判定を導出する。全体制御部２１０は、訓練判定部２１０ｂが判定結果を、ステップＳ１１３で、表示制御部２１３を介して訓練用モニタ１３８および管理用モニタ１３９に表示した後に、一連の処理を終了する。

図１２は、管理用モニタ１３９において判定結果を示す表示例である。歩行速度、振出しアシスト、膝伸展アシストは、それぞれトレーニングメニューの難易度に応じてレベルとして設定されるパラメータである。歩行速度は、トレッドミル１３１のベルト１３２を回転させる速度に比例する。訓練初期段階においては、歩行速度が遅く設定される。振出しアシストは、前側ワイヤ１３４および後側ワイヤ１３６の巻取りおよび解放によって患脚の振出しをアシストするアシスト力に比例する。訓練の最終段階においては、歩行補助装置１２０の自重を相殺するだけの駆動力で引張する。膝伸展アシストは、関節駆動部の駆動トルクに比例する。患脚において膝折れを起こしやすい状況などにおいては、定常的にアシストを行う。

各歩行評価は、各歩行周期の評価結果を表し、例えば○は成功を、×は失敗を表す。図の例では一訓練における７歩分の歩行周期のうち、２歩目が失敗であり、全体として失敗率が１４％であることがわかる。そして、訓練判定部２１０ｂが判定した訓練判定が、例えば「Ａ」判定のように表示される。

本実施形態における歩行訓練装置１００は、トレッドミル１３１上で転倒することを防止する転倒防止装置としてハーネスワイヤ１１１等を備えるので、訓練者はたとえ体勢を崩しそうになっても連続的に歩行訓練を継続することができる。すなわち、訓練者は、転倒しない範囲内で、自身の意識に沿う自由な歩容により歩行を続けることができる。したがって、正常な歩行動作として求められる連続歩行に対して、総合的に正常度合を判定することができる。

特に、脚に麻痺を患う患者がリハビリとして歩行訓練を行う場合には、かろうじて歩行が成立する難易度、つまりある程度体勢が崩れかかるくらいの難易度で訓練する方が訓練効果（いわゆる運動学習効果）は高まる。体勢を崩さないように完全にアシストした状態で歩行させる訓練装置は、訓練者にとって訓練効果は薄い。一方で、転倒する程に体勢を崩すまではアシストせず、転倒しそうになった時点で歩行を中断させて転倒回避を行う訓練装置は、連続する歩行動作に対してどの程度異常歩行が発生するかを評価できない。そこで、訓練者の運脚に対してある程度のアシストを与える訓練装置が好ましいが、どの程度のアシストを与えるかは、これまでは訓練者の運脚の異常度合を客観的に判断できなかったので調整が難しかった。具体的には、療法士が患者の訓練状況を確認して次回の難易度の設定を調整していたので、患者の回復効果は、療法士の経験や勘に依存していた側面があった。しかし、本実施形態における歩行訓練装置１００は、客観的な訓練判定が行えるので、経験の浅い療法士でも次回の訓練難易度を決めやすく、したがって患者の訓練効果も向上することが期待できる。また、訓練判定を確認する医師や訓練者も、訓練者の一連の歩行動作がどの程度正常な歩行動作に近づいたのかを、客観的かつ端的に把握することができる。

次に、歩行訓練装置１００の変形例を説明する。図１３は、変形例にかかる歩行訓練装置１００’の概略斜視図である。歩行訓練装置１００’は、トレッドミル１３１を備えず、訓練者９００がフレーム１３０に囲われた空間内を実際に移動する点で、上記の歩行訓練装置１００と異なる。図において、歩行訓練装置１００と共通する要素は同符番を付してその説明を省略する。

歩行訓練装置１００’は、ハーネス引張部１１２、前側引張部１３５、後側引張部１３７をガイドするガイドレール１５０を備える。ハーネス引張部１１２、前側引張部１３５、後側引張部１３７は、不図示のモータによりそれぞれガイドレールに沿って移動する。全体制御部２１０は、訓練者９００の歩行位置を判断し、その位置に応じてハーネス引張部１１２、前側引張部１３５、後側引張部１３７を最適位置に配置する。このように構成された歩行訓練装置１００’においては、訓練者９００は、床面に対して実際に相対移動するので、よりリハビリ訓練の達成感を得られる。

以上説明した実施形態において、訓練者９００が次回にトレーニングを行う場合には、歩行訓練装置１００、１００’は、前回の訓練判定に応じて振出しアシストレベルなどのパラメータを設定しても良い。このように、訓練強度を歩行訓練装置が自動的に調整すれば、オペレータの負担等が軽減される。また、トレーニング実行中の１歩１歩の評価に対して、歩行速度等を動的に調整しても良い。例えば、異常歩行との評価が連続する場合には、歩行速度を遅くしても良い。このような動的な制御により、訓練者の安全を図ることができ、また、能力に応じて難易度を調整することもできる。

以上説明した実施形態においては、訓練者９００は、脚の一方を患う片麻痺患者の例を示して説明したが、両脚に麻痺を患う患者に対しても歩行訓練装置１００、１００’を適用し得る。その場合は、両脚に歩行補助装置１２０を装着して訓練を実施する。その場合、それぞれの患脚ごとに、異常歩行の評価を行っても良い。それぞれの患脚に対して独立して異常歩行の評価を行うことにより、回復度合を個別に判断することができる。

以上説明した実施形態における態様の一側面を纏める。歩行評価装置は、脚に麻痺を患う麻痺患者の訓練歩行を評価する歩行評価装置であって、麻痺を患う脚である患脚を含む麻痺体部の、歩行動作に伴う複数の動作量を取得する取得部と、前記取得部によって取得された前記複数の動作量の少なくとも一つが、予め定められた複数の異常歩行基準のいずれかに合致した場合に前記歩行動作が異常歩行であると評価する評価部とを備え、前記複数の異常歩行基準は、少なくとも、前記麻痺体部の互いに異なる部位の動作量に関する２つ以上の基準を含むか、前記麻痺体部の同一部位の互いに異なる方向への動作量に関する２つ以上の基準を含む。

上記の歩行評価装置は、前記麻痺患者は一方の脚に麻痺を患う片麻痺患者であって、前記評価部は、前記患脚の一歩ごと、および、前記患脚の一歩と麻痺を患っていない健脚の一歩とを含む一周期ごとの少なくともいずれかに対して前記異常歩行の評価を実行するものであって良い。また、前記複数の異常歩行基準のうち互いに異なる部位の動作量に関する２つ以上の基準は、体幹の動作量に関する基準、膝関節の動作量に関する基準および足首から先の足部の動作量に関する基準のうちから選択されるものであって良い。また、前記複数の異常歩行基準のうち前記麻痺体部の同一部位の互いに異なる方向への動作量に関する２つ以上の基準は、体幹の歩行方向に対する動作量に関する基準と前記歩行方向に対して直交する直交方向に対する動作量に関する基準とを含むものであって良い。また、前記複数の異常歩行基準は、前記患脚の遊脚期と立脚期でそれぞれ異なる基準としても良い。

歩行訓練システムは、上記のいずれかの態様における歩行評価装置と、前記患脚に装着する歩行補助装置とを備え、前記歩行補助装置は、前記歩行動作に伴う前記動作量を取得する複数のセンサを有する。このような歩行訓練システムにおいて、前記麻痺患者が歩行する歩行面を提供するトレッドミルと、前記麻痺患者が前記トレッドミル上で転倒することを防止する転倒防止装置とを備え、前記評価部は、前記麻痺患者が前記トレッドミル上を連続的に歩行する試行に対して前記異常歩行を評価しても良い。また、前記評価部による評価に関する情報を呈示する呈示部を備えても良い。このとき、前記呈示部は、前記複数の異常歩行基準のいずれが合致した場合であっても、単一の異常呈示を行うと良い。

また、歩行訓練システムは、脚に麻痺を患う麻痺患者の訓練歩行を行う歩行訓練システムであって、前記麻痺患者が転倒することを防止する転倒防止装置と麻痺を患う脚である患脚を含む麻痺体部の、一歩ごとの歩行動作に伴う動作量を取得する取得部と、前記取得部によって取得された前記動作量が、予め定められた異常歩行基準に合致した場合に前記歩行動作が異常歩行であると評価する評価部と、前記評価部によって評価された異常歩行の積算数に基づいて一連の歩行訓練に対する訓練結果を算出する算出部とを備える。

上記の歩行評価方法は、脚に麻痺を患う麻痺患者の訓練歩行を評価する歩行評価方法であって、麻痺を患う脚である患脚を含む麻痺体部の、歩行動作に伴う複数の動作量を取得する取得ステップと、前記取得ステップによって取得された前記複数の動作量の少なくとも一つが、予め定められた複数の異常歩行基準のいずれかに合致した場合に前記歩行動作が異常歩行であると評価する評価ステップとを有し、前記複数の異常歩行基準は、少なくとも、前記麻痺体部の互いに異なる部位の動作量に関する２つ以上の基準を含むか、前記麻痺体部の同一部位の互いに異なる方向への動作量に関する２つ以上の基準を含む。

１００、１００’ 歩行訓練装置、１１０装具、１１０ａ連結フック、１１１ハーネスワイヤ、１１２ハーネス引張部、１２０歩行補助装置、１２１制御ユニット、１２２上腿フレーム、１２３下腿フレーム、１２４足平フレーム、１２６調整機構、１２７前側連結フレーム、１２７ａ連結フック、１２８後側連結フレーム、１２９上腿ベルト、１３０フレーム、１３０ａ手摺り、１３１トレッドミル、１３２ベルト、１３３制御盤、１３４前側ワイヤ、１３５前側引張部、１３６後側ワイヤ、１３７後側引張部、１３８訓練用モニタ、１３９管理用モニタ、１４０カメラ、１５０ガイドレール、２２２荷重センサ、２１０全体制御部、２１０ａ歩行評価部、２１０ｂ訓練判定部、２１１トレッドミル駆動部、２１２操作受付部、２１３表示制御部、２１４引張駆動部、２１５ハーネス駆動部、２１６画像処理部、２１７姿勢センサ、２１９通信接続ＩＦ、２２０補助制御部、２２１関節駆動部、２２２荷重センサ、２２３角度センサ、２２９通信接続ＩＦ、９００訓練者、ＴＬ体幹、ＨＪ股関節、ＨＬ上腿、ＮＪ膝関節、ＣＬ下腿、ＦＪ足関節、ＦＬ足

Claims

脚に麻痺を患う麻痺患者の訓練歩行を行う歩行訓練システムであって、
前記麻痺患者が転倒することを防止する転倒防止装置と
麻痺を患う脚である患脚を含む麻痺体部の、一歩ごとの歩行動作に伴う動作量を取得する取得部と、
前記取得部によって取得された前記動作量が、予め定められた異常歩行基準に合致した場合に前記歩行動作が異常歩行であると評価する評価部と、
前記評価部によって評価された異常歩行の積算数に基づいて一連の歩行訓練に対する訓練結果を算出する算出部と
を備え、
前記動作量は、前記麻痺患者の股関節から前記患脚の足関節までの歩行方向に沿う距離、前記患脚の膝関節の屈曲角度、前記麻痺患者の体幹の前方向への傾斜角度、及び、前記麻痺患者の体幹の患脚側への傾斜角度、のうちの少なくとも１つを含む、
歩行訓練システム。