JPWO2018151173A1 - 最適運動情報自動判定を実現する創動運動訓練装置 - Google Patents

Abstract

運動量を自動的に測定し、適正な運動量を自動的に判定することにより利用者が自分で安全に利用でき、専門家が運動の実際を管理するための整理を自動化することにより専門家の労力を減らす身体機能訓練装置を提供する。上肢又は下肢の動作に関するデータの検出装置として、距離検知センサー１６、回数検知センサー１８を備え、検出装置が受信した動作データを分析可能な制御部として、各種Ａｒｄｕｉｎｏ、ＮａｎｐＰｉ、ＲａｓｐｂｅｒｒｙＰｉ、マイコンなどで構成されている制御部２０と、前記制御部に個人特定データと収集した前記動作データと前記動作データを収集した実施時間の時間データとを記録する記憶部５２１と、を備えている身体機能訓練装置。

Description

本発明は、利用者自身が安全に安心して利用できるように、各個人の利用情報を累積し、累積したデータを分析可能にし、利用者にとって身体状況に合わせた最適な運動の回数や、速度情報を提供し、さらに管理者や専門家が利用者の身体状況を判定するために必要なデータ処理を省力化可能な運動訓練装置に関する。

適正な運動量を超えて使用されることを極力防止することができる下肢機能訓練を提供する特開2010-363に述べられた身体機能訓練装置は特許番号5238917として登録されている。

すなわち前記5238917特許は、両足が載置され前後方向往復動可能で、かつ左右方向に移動可能な運動板と、前記運動板に載置された両足を前記運動板に保持する保持装置と、前記運動板を前後方向に往復動させる駆動装置又は前記運動板の前後方向の往復動に負荷をかける負荷装置の少なくとも一方と、前記運動板の往復動の回数を検出する往復動回数検出装置または運動板の往復動速度を検出する往復動速度検出装置の少なくとも一方と、前記往復動回数検出装置または前記往復動速度検出装置の少なくとも一方の検出データを外部に出力する出力装置からなる身体機能訓練装置に関する。

また、適正な運動量を超えて使用されることを極力防止することができる下肢機能訓練を提供する特開2011-67635に述べられた身体機能訓練装置は特許第5238918号として登録されている。

すなわち前記5238918特許は、両足の載置される運動板と、前記運動板に設けた揺動軸と、前記運動板に載置された両足を運動板に保持する保持装置と、前記運動板の揺動に負荷をかける負荷装置を備え、前記運動板は揺動軸を回転軸として上下方向に揺動可能であり、前記運動板の揺動の回数を検出する揺動回数検出装置または揺動速度検出装置の少なくとも一方を備え、前記揺動回数検出装置または揺動速度検出装置が検出したデータの少なくとも一方の検出データを外部に出力することを特徴とする身体機能訓練装置に関する。

適正な運動量を超えて使用されることを極力防止することができる前後方向に往復動可能な運動板と揺動可能な運動板を選択的に利用する下肢機能訓練を提供する特開2011-036707に述べられた身体機能訓練装置は特許番号4743562として登録されている。

すなわち前記4743562特許は、両足の載置される運動板が、前後方向の往復動かつ左右方向に移動可能である、または、上下方向の揺動を選択的に行うことが可能であることを特徴とする身体機能訓練装置関する。

また両足が載置されるとともに、前後方向に往復動可能な運動板と、この運動板の前後方向の往復動の回数を検出する往復動回数検出装置または運動板の前後方向の移動速度を検出する移動速度検出装置又は上下方向に揺動可能な運動板と、 この運動板の揺動の回数を検出する揺動回数検出装置または運動板の揺動速度を検出する揺動速度検出装置の少なくとも一方を備えていることを特徴とする身体機能訓練装置に関する。

適正な運動量を超えて使用されることを極力防止することができる揺動可能な運動板とこの揺動の揺動軸が前後方向に移動可能な下肢機能訓練を提供する特開2009-291624に述べられた身体機能訓練装置は特許番号4743557として登録されている。

すなわち前記4743557特許は、両足の載置される運動板が、上下方向に揺動可能であるとともに、この揺動の揺動軸が前後方向に移動可能となっており、前記運動板は前後方向の往復動、又は上下方向の揺動を選択的に行うことが可能であることを特徴とする身体機能訓練装置に関する。

これらの訓練機利用を中核としたリハビリテーション手法は非特許文献8-11にみられる脳機能への効果が明らかになっている。

また前後方向に往復動可能な運動板を持つ訓練機に関し非特許文献15、及び揺動可能な運動板を持つ訓練機に関し非特許文献16で明らかになった介護保険要介護度と利用時の速度と回数について統計分析による相関が明らかになった。

なお、創動運動の基礎になる既存技術に、自らの力で椅子座位が可能な筋力を有する障害者の底屈および背屈による機能回復運動、またはその訓練を行う器具としては、実用新案登録第2004587 号の足関節および膝の底屈背屈運動器がある。また、自らの力で椅子座位が可能な筋力を有する障害者の底屈および背屈による機能回復運動、またはその訓練を行う器具としては、意匠登録第997739号の上肢又は下肢機能訓練具がある。

また非特許文献18に示す機器は、上肢を保持するために、左右の2に分かれた運動板を用いているが、同時同方向に運動させることを目的とし、上肢において同様な運動訓練を可能にしている。
創動運動は健側の四肢で患側の四肢を同一方向に同時に動かすことを意味しており、上肢でも下肢でも利用できる。また同一方向に同時に動かすことが出来れば形状は左右別れた形状をしていても実施できる。上肢の実施と効果は非特許文献18に示されている。

特開2011-067635 、身体機能訓練装置、バイオフィリア研究所有限会社、2011年4月7日、特願2010-235131、2010年10月20日、A61H 1/02 特開2011-036707 、身体機能訓練装置、バイオフィリア研究所有限会社、2011年2月24日、特願2010-235135、2010年10月20日、A63B 23/04 特開2010-000363 、身体機能訓練装置、滝沢 茂男 他、2010年1月7日、特願2009-166407、2009年7月15日、A63B 23/04 特開2009-291624 、身体機能訓練装置、滝沢 茂男 他、2009年12月17日、特願2009-166418、2009年7月15日、A63B 23/04 特開2001-170207 、下肢創動運動訓練装置、滝沢 茂男、2001年6月26日、特願2000-180958、2000年6月16日、A63B 23/04 特開2000-233031 、身体機能訓練装置、滝沢 茂男、2000年8月29日、特願平11-358206、1999年12月16日、A63B 23/04 US.PAT. 7153250 Method for managing exercise for function recovery and muscle strengthening, Shigeo Takizawa, 26, DEC. 2006 US.PAT. 7481739 Lower limb function training device, Shigeo Takizawa, US 10/779,125 US.PAT. 6780142 Lower limb function training device, ,Shigeo Takizawa, 24 AUG. 2004 US.PAT. 3978497, Motivative exercise and lifting aid dual device, Shigeo Takizawa, 27, DEC. 2005 US.APPL. 20080125294 LOWER LIMB FUNCTION TRAINING DEVICE, Shigeo Takizawa, US 11/949,089 US.PAT. 6978497 Motivative exercise and lifting aid dual device, Shigeo Takizawa, 2000-06-21 US.PAT. 6625846 Caster for robot, Shigeo Takizawa, 1998年3月6日

木島英夫，滝沢茂男他，我々のすすめているリハビリテーションと関連訓練器について， 臨床整形外科医会誌58, p186-191，1998 Kenji Ushizawa, et al: Statistical Evaluation of Rehabilitation to the Disabled Elderly based Takizawa-Program, Biophilia Rehabilitation Journal, 2-1, p71-80, 2004, S. Takizawa, T. Kimura, H. Kijima, Y. Okamoto, K. Nagaoka, Y. Morita, S. Endo, H. Nagasawa, M. Makita, K. Takizawa, Re-acquirement of Walking from Bedridden by the Motivative Exercise and Takizawa Method and Proposition of the Solution to the Aging Crisis BIOPHILIA Vol. 2015(2015) No. 1, Memorial Edition for the Linking ISSN Registration, p.12-18. Shigeo Takizawa, Tetsuhiko Kimura, Hideo Kijima, Yuzou Okamoto, kentaro Nagaoka, kyoko Takizawa, The Development of Devices for the MOTIVATIVE Exercise of Impaired Extremities, BIOPHILIA Vol. 2015(2015) No. 1 Memorial Edition for the Linking ISSN Registration p.7-11 S. Takizawa, T. Kijima, H. Kijima, K. Nagaoka, S. Kanai, Y. Morita, H. Nagasawa, S. Endo, K. Takizawa, Ambulation from Bedridden - Patient with Double Hemiplegia, BIOPHILIA Vol. 2015(2015) No. 1 Memorial Edition for the Linking ISSN Registration p.16-18 Shigeo Takizawa, Yoshiyasu Takefuji, Tomoji Ishimaru, Rika Wada, Hajime Takada, Tetsuhiko Kimura, Construction of Community Biophilia Rehabilitation Network for the Disabled Elderly, Biophilia Rehabilitation Journal, Vol. 6 (2010) No. 1 P 19-26 滝沢 茂男他, 高齢障害者自身による地域リハ・ネット構築と自律リハ実施効果の研究, ,バイオフィリア リハビリテーション研究, Vol. 6 (2010) , No. 1,pp11-18 TAKIZAWA Shigeo, Syuji Kawai, Yasuhiro Matsuo, Yuka Deguti, Hiroyoshi Yamamoto, Yoshiyasu Takefuji, Effect of the Motivative Exercise Studied by fNIRS: Introduction to the Rehabilitation Day Care Users, BIOPHILIA, 2-1,25-34 Yoshiko Morita, Shigeo Takizawa, Brain Activity during Motivative Exercise Versus Passive ROM Exercise by fMRI, BIOPHILIA Vol. 2(2012) No. 1, p. 35-40. Rika Wada, Taki Shigeo Takizawa, BRAIN ACTIVITY MEASUREMENT BY FUNCTIONAL NEARINFRARED SPECTROSCOPY BETWEEN MOTIVATE EXERCISE AND PASSIVE ROM EXERCISE TO THE OUTPATIENTS OF REHABILITATION DAY CARE SERVICE, BRC 2013, PP18, Chieti, Italy. Yoshiko Morita, Taki Shigeo Takizawa, BRAIN ACTIVITY ASSES SMENTS BY FUNCTIONAL NEARINFRARED SPECTROSCOPY BETWEEN THE MOTIVATE EXERCISE AND PASSIVE ROM EXERCISE TO THE DAYCARE STROKE PATIENTS IN OUR REHABILITATION HOSPITAL, IBRC 2013, PP17, Chieti, Italy. Shigeo Takizawa, Tetsuhiko Kimura, Hideo Kijima, Yuzou Okamoto, kentaro Nagaoka, kyoko Takizawa, The Development of Devices for the MOTIVATIVE Exercise of Impaired Extremities, BIOPHILIA Vol. 2015(2015) No. 1 Memorial Edition for the Linking ISSN Registration p.7-11 滝沢茂男, 武藤佳恭, 家本晃, 高田一, 長岡健太郎, ２種の創動運動のサーモグラフィによる分析, Biomedical Thermology, 26.98-103,2007 商標登録5678648、創動運動、区分41、バイオフィリア研究所有限会社、登録日2014/06/20 Shigeo Takizawa, Rika Wada, Toshihiro Tachibana, Junichi Ozawa, Toshiyuki Tanaka, Implementation of Knee Motivative Exercise Corresponding to Category of the Japanese Care Insurance, BIOPHILIA (2017) p. 1-6. Rika Wada, Shigeo Takizawa, Toshihiro Tachibana, Yoshiko Morita, Toshiyuki Tanaka, Yoshiyasu Takefuji, Hajime Takada, Evaluation of Body Condition by the implementation of Motivative Exercise, BIOPHILIA (2017) p. 7-12. 武藤佳恭著, 超実践 アンサンブル機械学習, 近代科学社（2016/12発売） Jill Whitall, et al: Repetitive Bilateral Arm Training With Rhythmic Auditory Cueing Improves Motor Function in Chronic Hemiparetic Stroke. Stroke 2000;31:2390

前記特許番号5238918と特許番号5238917と特許番号4743562と特許番号4743557等の発明を利用し効果が上がっていることは 前述の非特許文献1-11に明らかになっている。なお非特許文献1-7は30％以上のリハビリテーションを受けた寝たきり患者が歩行を獲得した事実の検証に関する、又非特許文献8-11は創動運動による脳機能活性化に関する、非特許文献12-13は機器開発に関する。

その結果どの程度の運動が必要であるのかを判定する必要が生まれたが、個人個人の身体能力に違いがあり、特定するに至らなかった。

非特許文献15及び非特許文献16を纏めるために、往復動回数検出装置または運動板の前後方向の移動速度を検出する移動速度検出装置から得られたデータと揺動回数検出装置または揺動速度を検出する揺動速度検出装置から得られたデータを手作業で分析してきたが、多大な労力が必要であった。その労力をなくすことが出来ることは研究者や利用者に多大な利益となるため、改善が求められている。

データはそれぞれ5000行あり、その処理には数次の処理を行う必要がある。一例にｒｅｄ項の処理を示した。なお表は一部を省略した。

分析に利用した動作データである前後動データを次項表1に示す。

分析結果から、個人個人の身体能力に違いがあった。接触データは収集していない。

今回分析処理した往復動データを表２に示す。

また分析に利用した動作データである揺動データを次項表３に示す。

接触データの評価では、接触データを収集するためにセンサを４点配置したが、４点では全面接触値を１点得たのみであった。結果として分析できなかった。

今回分析処理した揺動データを表４に示す。

これまでの機器によるデータ処理は、平均値の算出等を手動で行った。

リハビリテーション医学は脳機能障害によるＩｍｐａｉｒｍｅｎｔ（解剖学的機能損傷）を治療できないでいる。

身体機能訓練装置に設置された往復動回数検出装置または前記移動速度検出装置の少なくとも一方の検出データを外部に出力していたが、出力後に動作データを表１から表４のごとく、利用者が、自ら計算する必要があった。

既存の機器では負荷を掛ける負荷装置と、前後方向に往復動させる又は上下方向に揺動させる駆動装置と、設定値を基準として運動板にブレーキを掛けるブレーキ装置とを備えていたが、それぞれの利用については、動作データを表１から表４のごとく計算し、基準を手で入力する必要があった。

既存の機器では負荷を掛ける負荷装置と、前後方向に往復動させる又は上下方向に揺動させる駆動装置と、設定値を基準として運動板に負荷をかける負荷装置とを備えていたが、それぞれの利用については、動作データを表1から表4のごとく計算し、基準を手で入力する必要があった。

既存の機器では負荷を掛ける負荷装置と、前後方向に往復動させる又は上下方向に揺動させる駆動装置と、設定値を基準として運動板を駆動させる駆動装置とを備えていたが、それぞれの利用については、動作データを表1から表4のごとく計算し、基準を手で入力する必要があった。

身体機能訓練装置に設置された接触センサを備え、この接触センサが検知するデータを外部に出力していたが、前記接触データである検出データについて足が運動板の四点に同時に接触しない場合があり、評価できないことが多かった。

接触データの評価では、センサを4点配置したが、4点では全面接触値を1点のみ得られた。結果として分析できなかった。

また分析結果から、個人個人の身体能力に違いがあり、利用指導に利用するデータ分析を自動化できず、前記表1及び表3に示すように、研究者が自分で計算しなければならなかった。さらに、既存の機器での測定は最小で10回、最大で50回の10回刻みの回数で設定で行っており、5分以上の設定の場合健常者の動作速度を測定すると誤差を生じた。

創動運動は、両側の下肢又は上肢を同時同方向へ動かすこと、すなわち器具を用いて健側の下肢又は上肢の動作で患側の下肢又は上肢を同時同方向へ動かすことであり、名称については非特許文献14で示す通り権利化されている。

制御部は、上肢又は下肢の動作に関するデータを受信する検出装置と、検出装置が受信した動作データを分析可能な制御部と、前記制御部に個人特定データと、収集した前記動作データと、前記動作データを収集した実施時間の時間データと、を記録する記憶部と、を備えている場合がある。

制御部は、前記動作データをデジタルデータにしている場合がある。

制御部は、機械学習・人工知能即ちAIソフトを備えている場合がある。

制御部は、無線通信システムを備えている場合がある。

前記制御部と、前記検出装置と、検出装置が受信した動作データを分析可能な前記制御部と、前記制御部に前記個人特定データと、収集した前記動作データと、前記動作データを収集した実施時間の前記時間データと、を記録する前記記憶部と、上肢又は下肢で創動運動可能な運動板と、を備えている場合がある。

制御部は、前記時間データに対応づけられた前記動作データを分析可能である場合がある。

制御部は、前記個人特定データに対応づけられた前記動作データを分析可能である場合がある。

制御部は、前記時間データと前記個人特定データに対応づけられた前記動作データを分析可能である場合がある。

制御部は分析した前記動作データを、前記個人特定データと前記時間データに対応付けて前記記憶手段に記憶する場合がある。

制御部は分析した前記動作データを、前記時間データに対応付けて前記記憶手段に記憶する場合がある。

制御部は前記デジタルデータに変換した前記動作データを前記個人特定データと対照し、表示装置に表示している場合がある。

制御部は前記デジタルデータに変換した前記動作データを前記個人特定データと対照し、グラフ化して、前記表示装置でグラフ表示している場合がある。

制御部は前記デジタルデータに変換した前記動作データを、前記通信システムを通じて出力している場合がある。

前記無線通信システムに、WiFi、ブルーツース、シグフォックス、Xbeeなどを備えていることを特徴とする場合がある。

前記無線通信システムにWiFiを利用する場合はIEEE 802.11a からIEEE 802.11acなどの規格を用いていることを特徴とする場合がある。

前記無線通信システムに、ブルーツースと携帯電話を備えている場合がある。

制御部は動作データと時間データから最大値と最小値と平均値を自動計算し、基礎分析値を算出している場合がある。

前記動作データには前後動又は揺動回数検知センサから収集した回数データが含まれ、制御部は前記回数データに基づき、所定時間における平均値と最大値と最小値を算出し、算出した数値を基礎分析値としている場合がある。

前記動作データには前後動距離検知センサから収集した前後動の距離を示す距離データが含まれ、制御部は前記距離データと時間計測手段が受信した前記時間データに基づき距離と速度それぞれ値の平均値と最大値と最小値を算出し、算出した数値を基礎分析値としている場合がある。

制御部は動作データを受信するごとに基礎分析値を算出し、累積し、平均値と最大値と最小値を算出し、算出した数値を累積分析値としている場合がある。

制御部は動作データから受信するごとに自動計算した最大値と最小値と平均値を累積し、前記累積分析値を算出している場合がある。

制御部は動作データと時間データから自動計算した最大値と最小値と平均値を累積し、前記累積分析値を算出している場合がある。

制御部は個人特定データと累積した前記基礎分析値を対照分析し、個人別の前記累積分析値を算出している場合がある。

制御部は個人特定データと動作データと時間データと、を対照分析し、さらに自動計算した最大値と最小値と平均値を累積し、個人別の前記累積分析値を算出している場合がある。

制御部は個人特定データと累積した前記基礎分析値を対照分析し、管理者別又は施設別の前記累積分析値を算出している場合がある。

制御部は個人特定データと動作データと時間データと、を対照分析し、さらに自動計算した最大値と最小値と平均値を累積し、管理者別又は施設別の前記累積分析値を算出している場合がある。

前記身体状況判定値が運動データと相関している場合、判定基準値を定めている場合がある。

制御部は前記判定基準値と、個人特定データの内、身体状況判定値が相関している場合は、双方を対照し、分析し個人ごとの前記判定基準値を決定している場合がある。

制御部は前記累積分析値を個人特定データの内、前記身体状況判定値と対照し、分析し判定基準値としている場合がある

制御部は記憶部に記憶された個人特定データと累積分析値を対照し分析し判定基準値を算出としている場合がある。

前記身体状況判定値は日本国で用いられている介護度を用いている場合がある。

本明細書記載の表1から表4記載の事例では身体状況判定値は、前記介護度であり、運動データと相関している場合がある。

前記身体状況判定値は今後事例の増加により、FIM(Function Independence Measure)機能的自立度評価表やBBS（Berg Balance Scale）のTUG（Timed Up to Go）10m歩行テストなど他の評価法を用いる場合がある。

個人特定データの内、身体状況判定値として前記FIM又は前記BBSのTUGを利用している場合に、前記FIM又は前記TUGの値と運動データと相関している場合、判定基準値を定めている場合がある。

制御部は前記判定基準値と、個人特定データが相関している場合には、双方を対照し、分析し対象者全員の累積分析値から一般に利用可能な前記判定基準値を決定している場合がある。

前記動作データには回数検知センサ又は距離検知センサから収集した揺動の角度を示す揺動データが含まれ、制御部は前記揺動データと時間計測手段が受信した前記時間データに基づき角度と角速度それぞれ値の平均値と最大値と最小値を算出し、算出した数値を基礎分析値としている場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は警報する場合がある。

制御部は、警報する場合、同時に無線通信している場合がある。また、制御部は、警報に代わり、無線通信している場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は警報する場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合はブレーキを掛けている場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合はブレーキを掛けている場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合はモーターを駆動している場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合はモーターを駆動している場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は負荷をかけている場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は負荷をかけている場合がある。

上肢又は下肢で創動運動可能な運動板と、回数検知センサ又は距離検知センサの少なくとも一方の検出データと、時間データと、個人情報を、制御部でデータ分析処理し、同時に速度、角速度を計測している場合がある。

回数検知センサと、又は距離検知センサとは時間計測手段とを用い、動作速度検出装置としている場合がある。

創動運動可能な運動板と、回数検知センサ又は距離検知センサの少なくとも一方の検出データと、時間データと、個人情報を、制御部でデータ分析処理し、または処理できるデジタルデータに変換して、変換デジタルデータを無線通信によりインターネット又はＰＣなどへ出力している場合がある。

制御部は、実施時の前記運動板の運動データを累積して分析した前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は警報する場合がある。

制御部は、実施時の前記運動板の運動データを累積して分析した前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は警報する場合がある。

上肢又は下肢の同時に同方向の動作が可能な運動板を備えた身体機能訓練装置を用い、前記運動板を上肢又は下肢により、同時に同方向の運動実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合には前記運動板にブレーキを掛けている場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は前記運動板にブレーキを掛けている場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は前記運動板にブレーキを掛けている場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は前記運動板を駆動している場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は前記運動板を駆動している場合がある。

制御部は、実施時の前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は前記運動板に負荷をかけている場合がある。

実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は前記運動板に負荷をかけている場合がある。

前記動作データには任意の個数の接触センサから収集したそれぞれの接触センサへの手又は足の接触の状況を示す接触データが含まれ、制御部は前記接触データと時間計測手段が受信した前記時間データ対応させ接触状況を累積記憶しており、接触センサが最大数で接触した時間データの対応する動作データの値を接触値としている場合がある。

実施時の前記接触値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は警報することを特徴とする場合がある。

動作回数検出装置は前後動回数検出装置または揺動回数検出装置、さらに前後動回数検出装置と揺動回数検出装置を備えている場合がある。

動作速度検出装置は前後動速度装置または揺動速度検出装置、さらに前後動速度検出装置と揺動速度検出装置を備えている場合がある。

前後動速度装置または揺動速度検出装置、さらに前後動速度検出装置と揺動速度検出装置である動作速度検出装置は回数検知センサ又は距離検知センサであり、測距センサ、ロータリーエンコダ、光電式センサ、超音波センサ、磁気センサ、加速度センサ、又はカメラのいずれかを利用している場合がある。

回数検知センサ又は距離検知センサにロータリーエンコダを利用している場合は一つのロータリーエンコダで動作速度検出装置とすることが出来る。

また、上肢又は下肢で創動運動可能な、上下方向に揺動可能な運動板と、この運動板の揺動の回数を検出する揺動回数検出装置または、運動板の揺動速度を検出する揺動速度検出装置の少なくとも一方とを備え、制御部は前記往復動回数検出装置または前記移動速度検出装置の少なくとも一方の検出データを外部に出力する場合がある。

上肢又は下肢で創動運動可能な運動板を備えた身体機能訓練装置を用い、前記運動板を上肢又は下肢により、同時に同方向の運動実施時の動作データを制御部が分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は前記運動板に運動させる駆動装置を備えている場合がある。

上肢又は下肢で創動運動可能な運動板を備え、実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた制御部が定めた範囲から異なっている場合は前記運動板に負荷をかける負荷装置を備えている場合がある。

上肢又は下肢で創動運動可能な運動板を備え、実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた制御部が定めた範囲から異なっている場合は前記運動板に負荷をかける負荷装置を備えている場合がある。

上肢又は下肢で創動運動可能な運動板を備え、実施時の動作データを分析して得た前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は前記運動板にブレーキを掛けるブレーキ装置を備えている場合がある。

直接クラウドへ送信している場合がある。

また分析を実施する人工知能・機械学習（以後AI）は近年進歩が著しい。非特許文献１7にしめされている。

既存の機器では管理者が最小で10回、最大で50回の動作を指定し、10回毎を基準にして制御部２０に設定する必要があったが、AIソフトの効果により、制御部が自動で設定可能になる。

5分以上の設定の場合健常者の動作速度を測定すると誤差を生じたが、改善できる。

前後方向の往復動運動器の実験について、特許法第３０条第２項の規定の適用を受けようとする特許出願の根拠になる2016年10月29日開催第20回バイオフィリアリハビリテーション学会大会の講演論文「創動運動が身体に与える影響評価3」で公開し、さらに非特許文献15に示した論文として2017年3月発行予定BIOPHILIA2017-1に掲載された。

この論文では前後運動距離・平均速度と整理した介護度の間には最大運動距離（ r =. 702, p < .01)、最小運動距離（r = . 608, p < .05)、平均運動距離（r = . 745, p < .01)、平均速度（r = . 664, p < .01)と有意な相関があるとの結果が得られた。

この結果から一定の介護度を認定された要介護者は、制御部に備えたAIソフトの働きにより、運動距離と速度の推定が可能になり、その数値を外れた運動について管理組織へ警報をすることにより、安全な機能訓練を在宅などで、一人で実施できるようになる。

また、揺動運動の実験について、文部科学省科学研究費基盤（A）（21249036)で実施した研究の結果が非特許文献16に示した論文として2017年3月発行予定のBIOPHILIA2017-1に掲載される。

この論文では揺動回数と整理した介護度の間には（r = -.624, p < .01)と有意な相関があるとの結果が得られた。この結果から一定の介護度を認定された要介護者は、AIソフトの働きにより、揺動回数の推定が可能になり、その数値を外れた運動について管理組織へ警報をすることにより、安全な機能訓練を在宅などで、一人で実施できるようになる。

課題に示した状況から、AIソフトを用い、研究者にとり大変煩瑣であったデータの分析と、その分析から可能性を見出した、利用者の身体状況に合わせた最適運動量の決定は大きな社会的意義がある。

AIソフトを用い、研究者にとり大変煩瑣であったデータの自動分析が可能になる。

これまで、個人個人により変化が大きく、定めることが困難であった利用者の身体状況に合わせた最適運動量の決定が可能になる。

利用者が容易に自身の運動量の変化を確認できるようになる。

本発明により前後運動距離または前後運動平均速度又は揺動運動回数の運動量から利用者の身体状況を推定でき、運動量から利用者の身体状況の掌握が可能になる。なお揺動運動に関し、相関は見られなかったが、角速度も判定の基準になる可能性を持っており、今後の研究が待たれる。

これにより、医師・看護師や理学療法士等によるリハビリテーション医学診断や介入方針の決定が容易になる。

非特許文献9から11は、創動運動と他動運動の脳へ与える効果を対比した研究であり、創動運動が他動運動に比較して脳機能を活性化していることを明らかにした。本発明により、今後データ量を増やすことにより、脳活動と運動量の関連も明らかにでき、リハビリテーション医学の改革を実現できる。

動作回数検出装置が、運動回数を検出し、この動作回数検出装置の検出した動作回数がAIソフトの機能により定められた設定値に達すると、ブレーキ装置が運動板の動作方向の移動にブレーキを掛けている。したがって、患者が設定された動作回数以上に運動を行うことを防止することができる。その結果、患者の過度の運動を防止することができる。

前後移動距離検出装置が、前後移動距離を検出し、この前後移動距離検出装置の検出した前後移動距離がAIソフトの機能により定められた設定値に達すると、ブレーキ装置が運動板の前後方向の移動にブレーキを掛けている。したがって、患者が設定された前後移動距離以上に運動を行うことを防止することができる。その結果、患者の過度の運動を防止することができる。

揺動角度検出装置が、揺動角度を検出し、この揺動角度検出装置の検出した揺動角度がAIソフトの機能により定められた設定値に達すると、ブレーキ装置が運動板の上下方向の揺動にブレーキを掛けている。したがって、患者が設定された揺動角度以上に運動を行うことを防止することができる。その結果、患者の過度の運動を防止することができる。

そして、前記身体機能訓練装置が、運動板の前後移動に負荷を掛ける負荷装置を備えている場合には、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、負荷を掛けて運動を行うことができる。

また、前記身体機能訓練装置が、運動板を前後方向に移動させる駆動装置を備えている場合には、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、強制的に運動を行うことができる。

そして、ブレーキ装置が、運動板の前後方向に移動に要する時間が長くなると前記運動板の前後方向に移動にブレーキを掛けている場合には、患者が疲労して、運動板の前後方向に移動が遅くなると、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、運動板にブレーキを掛けて運動を中止させることができる。その結果、患者の過度の運動を防止することができる。

そして、前記身体機能訓練装置が、運動板の上下方向に揺動に負荷を掛ける負荷装置を備えている場合には、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、負荷を掛けて運動を行うことができる。

また、前記身体機能訓練装置が、運動板を上下方向に揺動させる駆動装置を備えている場合には、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、強制的に運動を行うことができる。

そして、ブレーキ装置が、運動板の上下方向の揺動に要する時間が長くなると前記運動板の上下方向に揺動にブレーキを掛けている場合には、患者が疲労して、運動板の揺動が遅くなると、AIソフトの機能により定められた設定値に達すると、運動板にブレーキを掛けて運動を中止させることができる。その結果、患者の過度の運動を防止することができる。

AIソフトの機能により、長期のデータ収集から導かれる個人ごとの最適運動量の特定から運動量により、警報を管理センターへ送信できるようになる。

警報を受けた管理センターは医師・看護師や理学療法士等管理者を利者へ訪問指示できるようになり、利用者の健康管理が合理化できる。

本特許では介護度との相関から、介護度について説明しているが、長期のデータ収集から導かれる評価では、BBS（Berg Balance Scale）の歩行評価やＦＩＭ（機能的自立度評価法）の評価などによる管理が可能になる。

すなわちBBS（Berg Balance Scale）の歩行評価やＦＩＭ（機能的自立度評価法）の評価と対照評価が実施できる。

本特許の中核を占めるAIソフトによる自動分析は、脳機能再活性化と創動運動の対比を可能にし、リハビリテーション医学の再構築が可能になる。本特許利用による活動は、特定非営利活動法人高齢市民が活躍するための社会技術研究会英語名称International Biophilia Rehabilitation Academyで行われており、新たな学問領域を構築できる可能性がある。

なお、この明細書においては、身体機能訓練装置の前後および左右方向は、身体機能訓練装置を使用する患者の前後および左右方向と同じ向きに設定されている。

接触データの評価では4点接触値を得ることが出来なかった。接触データの評価では、センサを4点配置したが、4点では全面接触値を1点のみ得られた。結果として分析できなかったために、例えば6個のセンサを配置して評価する。

接触センサの増設により、拘縮のある平らに接地しない上肢又は下肢を持つ利用者が、利用する場合でも、最多設置点の特定と動作データとの対照と分析により、最適距離や角度の測定が可能になり、将来において、一層正確な分析の自動化が期待できる。

非特許文献に示した、機能再獲得効果や、脳機能活性化効果を最大限にすることが可能に
なる。

図１は実施の第１の形態の身体機能訓練装置の斜視図である。 図２は図１の正面図である。 図３は図１の背面図である。 図４は図２の A-A断面図である。 図５は両足をセット固定した使用状態での側面図である。 図６は底屈運動を行う状態を示す側面図である。 図７は車輪とモーターとの接続が切られている場合のフローチャートである。 図８は実施の第２の形態の運動板の斜視図である。 図９は実施の第２の形態の運動板移動台の斜視図である。 図１０は実施の第２の形態の斜視図である。 図１１は実施の第２の形態の側面図である。 図１２は使用状態における実施の第２の形態の斜視図である。 図１３ は実施の第３の形態の身体機能訓練装置の側面図である。 図１４は図１３ の斜視図である。 図１５は両足をセット固定した使用状態での側面図である。 図１６は実施の第３の形態の変形例の側面図で、（ａ）が第１変形例の図（ｂ）が第２変形例の図である。 図１７は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の正面図である。 図１８は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の側面図である。 図１９は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の平面図である。 図２０は実施の第４の形態の前後移動で利用する使用状態での平面図である。 図２１は実施の第４の形態の説明図で、（ａ）が上下方向の揺動時の上限の図、（ｂ）が上下方向の揺動時の下限の図、（ｃ）が前後方向の往復動時の図である。 図22は本発明の構成と機能を示す概念図である。 図23は実施例１の制御回路図である。 図２４は通信システムに主眼を置いたフローチャートである。 図２５はAIソフトの処理に主眼を置いたフローチャートである。 図26はAIソフトが判定基準値を求めるフローチャートである。 図27は前後移動動作データの処理に主眼を置いたフローチャートである。 図28は揺動動作データの処理に主眼を置いたフローチャートである。 図29は第４の形態を基礎にした現在の研究用機器を示す参考図である。 図30は前後方向の動作に関する上肢の利用状況を示す参考図である。 図31は上下方向の動作に関する上肢の利用状況を示す参考図である。

本発明における身体機能訓練装置の実施の第１の形態を図１から図８を夫々用いて説明する。図１は実施の第１の形態の身体機能訓練装置の斜視図である。図２は図１の正面図である。図３は図１の背面図である。図４は図２の A-A断面図である。図５は両足をセット固定した使用状態での側面図である。図６は底屈運動を行う状態を示す側面図である。図７は車輪とモーターとの接続が切られている場合のフローチャートである。なお、図２において、左右の後輪支持部材の図示は省略されている。また、図３においては、前輪支持部材の図示が省略されている。制御回路図は各実施例とも共通の概念であるので、後記する。

以下説明文中、足は「足又は手」であり、両足は「両手又は両足」を意味している。すなわち以後、表記や図で足を示しているものは「足又は手」、両足は「両手又は両足」である。また足関節ロは、足関節または手関節（手首）を示している。また膝関節イは膝関節または肘関節を示している。

運動板１は、木材（または必要に応じてプラスチックなど）によって平面略矩形で中空に形成されている。この運動板１は、両足５１ａ，５１ｂを載せることができる充分な広さの面積（例えば、縦32ｃｍ程度、横26ｃｍ程度の大きさ）を有している。この両足は両手を用いるときは両手になる。

したがって、障害者は椅子などに座した状態で、下肢神経の片麻痺、アキレス腱Ｋの断裂に起因する下肢筋力の低下、また骨折等の足関節（足関節又は手関節(手首)）ロ、または膝関節（膝関節又は肘関節）イの可動域等の障害のある一方の足５１ａと、障害のない健全な他方の足５１ｂとの両足５１ａ，５１ｂを載せることが出来る。

両手の場合は機器を机の上に置き、利用者は椅子に座って、両手で機器を動かすのである。概念図を図30と図31に示す。障害者は椅子などに座した状態で、上肢神経麻痺、上腕筋の断裂に起因する上腕筋力の低下、また骨折等の足関節（足関節又は手関節(手首)）ロ、または膝関節（膝関節又は肘関節）イの可動域等の障害のある一方の足（足又は手）５１ａと、障害のない健全な他方の足（足又は手）５１ｂとの両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂを載せることが出来る。

運動板１の上面には、滑り止め部１ａが必要に応じて設けられている。この滑り止め部１ａは、例えば凹凸を複数有するゴムシートを接着することにより形成されているが、運動板１がプラスチックなどで形成されている場合には、運動板１の上面に一体に形成してもよい。

運動板１は中空の構造を成しているが、電線などで構成されている情報伝達経路１４と制御部20と通信手段501と電源情報接続端子たるUSBポート20ｃを設置できればどのような形態でも良い。

踵（踵又は手首）支持部品４は例えばプラスチック、皮、布等の帯状物で形成され、平面図示略Ｃ字状をしており、運動板１の後部上面に鋲着、釘着や取付ビス等で固定され、運動板１の上面に前記両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂを揃えて載置させた場合に、両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂの踵（踵又は手首）の後方への移動を阻止している。なお、踵（踵又は手首）支持部品４がプラスチックで形成されている場合には運動板１と一体に形成してもよい。

また、この踵（踵又は手首）支持部品４から前方へ間隔を開けて、かつ、運動板１の長手方向の略中央位置には、左右の端部が運動板１に固着された締付けバンド３が設けられている。この締付けバンド３は、略中央部が取付金具３ｃを用いて運動板１の下面に固着されており、両端部は各々、運動板１の左右側面に各々設置された平面コ字状の誘導金具２ａ，２ｂを通過し、運動板１の上方に延在している。

そして、締付けバンド３の左右両端部３ａ，３ｂは、互いに重ね合わされて、ベルベット・ファスナー，スナップ，ホック等の適宜係合手段によって着脱自在に係合される。この締付けバンド3 は１本の締付けバンドにより構成されているが、一端部が運動板１に固定されている２本の締付けバンドで構成されていることも可能である。この締付けバンド３は、両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂの甲を上側から覆い、両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂの上方および前方への移動を阻止している。

この踵（踵又は手首）支持部品４および締付けバンド３により、両足５１ａ，５１ｂを運動板１に保持する保持手段３，４が構成されている。この保持手段３，４は、運動板１上に両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂを載置した状態で保持することができるならば、その構造や材質などは適宜変更可能である。さらに、患者が回復し、両足（両手又は両足）にそれぞれ力が入れられる状態に於いては、こうした両足（両手又は両足）に対する保持手段３，４は不要の場合もある。踵（踵又は手首）支持部品４は手首支持部品でもある。

運動板１の後部下側には、左右に各々後輪支持部材５，６が垂直軸８を揺動中心として揺動自在に取り付けられている。そして、左側の後輪支持部材５には、左側の後輪９が回転可能に取り付けられているとともに、この後輪９の回転速度を検出する移動速度検出装置として利用可能に距離検知センサ１６及び、左側の後輪９の回転にブレーキを掛けて停止させるブレーキ装置としてのブレーキ１７が設けられている。

一方、右側の後輪支持部材６には、右側の後輪９が回転可能に取り付けられているとともに、この後輪９の往復動の回数を検出する往復動回数検出装置としての回数検知センサ１８及び、右側の後輪９の回転にブレーキを掛けて停止させるブレーキ１７が設けられている。後輪９は前後方向に回転しながら移動するが、後輪支持部材５，６が左右に揺動することにより、左右に傾斜しながら前後方向に移動可能である。この後輪支持部材５，６の揺動角度は、（たとえば、前後方向を中心として左右へ各10度程度の範囲に）規制されており、真横に移動することはない。

また、運動板１の前部下側には、前輪支持部材７が垂直軸８を揺動中心として揺動自在に取り付けられている。この前輪支持部材７には、左右の前輪１１が回転可能に取り付けられているとともに、この前輪１１を回転駆動するモーター１９及び、前輪１１の回転にブレーキを掛けて停止させるブレーキ１７が設けられている。前輪１１は、前述の後輪９と同様に、前輪支持部材７が左右に揺動することにより、左右に傾斜しながら前後方向に移動可能である。この前輪支持部材７の揺動角度は、（たとえば、前後方向を中心として左右へ各10度程度の範囲に）規制されており、真横に移動することはない。

この様に、前輪１１および後輪９を左右に角度を規制した状態で揺動可能とした理由を説明する。この身体機能訓練装置は、前後方向の運動を検知し、利用するため、左右方向への動きは制限する必要がある。しかし、障害のある一方の足（手又は足）５１ａと障害のない健全な他方の足（手又は足）５１ｂとの両足（両手又は両足）を載置するため、健全な他方の足（手又は足）５１ｂの力が強く障害のある一方の足（手又は足）５１ａの方向に運動の進行方向が偏向しがちである。

この場合、完全に直進するよう規正すると、自然な運動ではなく矯正運動になってしまい、障害のある一方の足（手又は足）５１ａに大きな負荷が掛かり、訓練や運動の継続が困難になることがあり得る。そこで経験的に、こうした訓練や運動の継続の困難性を排除するために、中心から左右に約１０度程度の角度で斜行することができるように前輪１１および後輪９の左右の揺動角度を規制している。

なお、訓練の指導者が必要性を認め、矯正運動（硬縮を起こし異常な形態になっている部位を正常な形になるよう行う矯正を運動をもって行うこと）が必要なときには、車輪１１，９を、左右方向の揺動が不能で、前後方向にのみ動く固定車輪として、矯正運動に利用することが出来る。

制御部20は上肢又は下肢の動作に関するデータを受信する検出装置と、検出装置が受信した動作データを分析可能な制御部と、前記制御部に個人特定データと、収集した前記動作データと、前記動作データを収集した実施時間の時間データと、を記録する記憶部と、により構成されている。

そして、この身体機能訓練装置には、マイコンなどで構成されている制御部２０が設けられている。前記制御部 20には任意の位置に配置できるため図示しないが、時間計測手段20a、通信手段501、電池などの電源7ｋ、外部電源や情報出力端末としてUSBポート20Cが設けられている。本実施例において制御部 20はケース20ｄに収納されている。

なおケース20ｄはどこに配置されていてもよいため、実施例３の制御部３２０はケースを記載しないが制御部 20と同様な制御部であり、実施例４の制御部４２９はケースを記載しないが制御部 20と同様な制御部である。制御部20と制御部の入力出力機能などは図２２から図２8に再度説明する。

制御部入力側には情報伝達経路１４を介して距離検知センサ１６および回数検知センサ１８が接続され、一方、出力側には情報伝達経路１４を介してブレーキ１７、モーター１９および外部出力装置９１が接続されている。なお、外部出力装置９１は必ずしも設ける必要はないが、この外部出力装置９１により、距離検知センサ１６および回数検知センサ１８の検出値を外部に出力することができる。現在のOUTPUT1（91）の出力状況は図16参考図のディスプレーと表1で確認できる。

距離検知センサ１６は、後輪９の回転速度すなわち、足載板１の移動速度を検出している。足載板１は往復動しており、移動の向きが交互に変更されているが、距離検知センサ１６からの動作データは、制御部２０のAIソフト551により平均値を算出することができる。さらに、管理者が医師、理学療法士、作業療法士、看護師などの場合は得られた結果から警報するべき範囲等を定めることができるので、速度設定スイッチ7ｆにより、足載板１の移動速度を制御部２０に最適に設定することができる。また、往復動回数設定7ｊにより、足載板１の往復動の最適値を制御部２０に設定することができる。

患者の状態に応じて、速度設定スイッチ7ｆにより、最小の１秒間５ｃｍの速度から１秒間５０ｃｍの速度制御部２０に設定することができる。そして、速度設定スイッチ7ｆにより設定された速度を、制御部２０で算出した平均速度が下回った場合は、制御部２０が全部のブレーキ１７を作動させて後輪９および前輪１１にブレーキを掛けて停止させる。そして、解除スイッチ７ｉを作動させないと、ブレーキ１７は解除せず、再度運動はできない。

回数検知センサ１８は、後輪９の往復動すなわち足載板１の往復動の回数を検出しており、検知した回数を制御部２０に出力している。この制御部２０は、回数検知センサ１８からの往復動の回数と、往復動回数設定7ｊにより設定されている設定値とを比較して、回数検知センサ１８の検出値が設定値に達すると、全部のブレーキ１７を作動させて後輪９および前輪１１にブレーキを掛けて停止させる。そして、解除スイッチ７ｉを作動させないと、ブレーキ１７は解除せず、再度運動はできない。往復動回数設定7ｊにより、運動を成すべき回数を10回毎を基準にして制御部２０に設定している。

なお、制御装置の部品の配置や構造は、適宜変更可能であり、距離検知センサ１６と回数検知センサ１８とを同じユニットに混載して配置することができる。時間計測手段と前記それぞれのセンサのデータをを処理し、同時に速度、角速度を計測するころができる。

前輪支持部材７には、電源スイッチ７ｂ、移動速度設定スイッチ７ｆ、往復動回数設定スイッチ７ｊ、揺動回数設定スイッチ7h、抵抗付加制御スイッチ７ｅおよび全ての制御の解除スイッチ７ｉが前面に配置されている。

また、前輪支持部材７の内部には、電源としての電池収納部７ｃおよび、前輪１１の負荷装置および駆動装置としてのモーター１９とが設けられており、この実施の第１の形態の身体機能訓練装置は創動運動訓練器としての機能を有している。すなわち、移動速度設定スイッチ７ｆで制御部２０に、５ｃｍ刻みの速度（前方に移動する際の最大速度）を設定し、かつ、往復動回数設定スイッチ７ｊで制御部２０に10回刻みの運動板１の往復動の回数を設定する。

すると、制御部２０はモーター１９を駆動して、運動板１を設定速度で往復動させるとともに、往復動の回数が設定値になると、モーター１９を停止させて運動板１の移動を停止させている。この様にして、自動的に患者に運動を行わしめることができる。なお、前述の創動運動を成す場合は、モーター１９と前輪１１との伝達機構は、クラッチなどにより接続が切られており、モーター１９の負荷は伝達されていない。駆動装置はモーター１９となっているが、エンジンなど他の動力源でも良い。また、電池収納部７ｃは、電池による利用となっているが、充電式の電池など他の電源でも良い。

抵抗のない状態から訓練を開始し、患者の機能に改善が見られ、負荷をかけ訓練をする必要が認められる場合は、抵抗付加制御スイッチ７e で1ｋｇ刻みで制御部２０に設定することができ、制御部２０は、この設定値に基づいてモーター１９の回転から生まれる負荷などを前輪１１に抵抗として付加する。

実施の第１の形態の身体機能訓練装置はこの様に構成されているので、例えば脳卒中後の片麻痺、アキレス腱K の断製等の筋力の低下、下肢の骨折等の足関節ロの可動域の障害が一方の足５１ａにある場合には、椅子に座し、この障害のある足５１ａと、障害のない健全な他方の足５１ｂとの両足５１ａ，５１ｂとを備えて踵（踵又は手首）Ａ１を踵（踵又は手首）支持部品４に当接させるとともに足先Ａ２を締付けバンド３によって蹄付けて両足５１ａ，５１ｂに履くようにして運動板１に両足５１ａ，５１ｂを揃えてセット固定させる( 図５の実線および破線参照) 。このように両足５１ａ，５１ｂを運動板１にセット固定させるのに、踵（踵又は手首）Ａ１を踵（踵又は手首）支持部品４に係止させるとともに、足先Ａ２を締付けバンド３に係止させれば良いので、障害者の足の大小に対応して両足５１ａ，５１ｂを運動板１の上面に揃えて容易にセット固定できる。

障害者は椅子などに座した状態で、上肢神経麻痺、上腕筋の断裂に起因する上腕筋力の低下、また骨折等の足関節（足関節又は手関節(手首)）ロ、または膝関節（膝関節又は肘関節）イの可動域等の障害のある一方の足（足又は手）５１ａと、障害のない健全な他方の足（足又は手）５１ｂとの両足（両手又は両足）５１ａ，５１ｂを載せることが出来る。

而して第２図の実線および破線の状態から、健全な足５１ｂによって障害のある他方の足５１ａを介助して過度の負担が加わらないように、障害の程度に応じて自らの動きを制御しながら徐々に力を加えて運動板１を車輪９，１１を回転させて前後方向に水平に移動させ、下肢を伸縮し、下肢筋力を増強させたり、膝関節イおよび足関節口の可動域を広げて足関節ロの底背屈の運動および膝関節イの屈伸運動とを行うとともに訓練を行う。

すなわち、両足５１ａ，５１ｂをセット固定させた運動板１を図６に図示の如く、前方向に移動させた場合には、膝関節イは略90度から開いて伸び、下肢筋としての四頭筋Ｌは縮み、前脛骨筋Ｍは伸び、腓腹筋Ｎおよびアキレス腱Ｋは縮んで足関節ロは底屈する。

このように膝関節イおよび足関節口の伸縮により運動板１が前後方向に移動した場合に、運動板１はその下面に設けた車輪９，１１の４個によって前後、左右が水平に支持されているから、横揺れがなく、安定に移動するとともに両足５１ａ，５１ｂは保持手段としての踵（踵又は手首）支持部品４と締付けバンド３とによって締め付けられて運動板１の上に保持されるとともに運動板１の上には滑り止め部１ａが形成されているから、運動板１に対して両足５１ａ，５１ｂは滑動することなく、運動板１と一体に移動し、両足５１ａ，５１ｂのかかる負担は少なくなる。以上の説明の足又は両足は、手又は両手のの場合も同様であり、同様に使用できる。

以上のような運動の効果は、障害の改善につながるが、障害者は、一日も早く回復したいという願いを持ち、何回でも運動の適当量の範囲を超えて、運動をなす事により、予期される改善を得られない事の無いよう、運動を成すべき回数を回数検知センサ１８で検知する（図7のステップ１）とともに、運動を成すべき回数を往復動回数設定7ｊの操作で制御部２０に最小で10回最大で50回程度をあらかじめ設定することにより、該回数の運動を成した場合（ステップ３）は自動的に停止する（ステップ５）ので障害の改善につながる。

同様に利用時において運動の速度は個人毎に差異はあるが、通常一定の速度から疲労により速度が低下する。そこで、運動板１の移動速度を距離センサ１６で検知し（ステップ２）、速度設定スイッチ7ｆの操作で、最小の１秒間５ｃｍの速度から１秒間５０ｃｍの速度の範囲で、あらかじめ制御部２０に設定することにより、設定速度を下回る平均速度を検知した場合（ステップ４）には疲れが原因と判断し、ブレーキ機構の働きにより停止する（ステップ５）ので障害の改善につながる。

抵抗のない状態から訓練を開始し、患者の機能に改善が見られ、負荷をかけ訓練をする必要が認められる場合行う運動は、抵抗付加制御スイッチ７ｅにより、モーター１９の回転から生まれる負荷を車軸１１に0.5 ｋｇ刻みで抵抗（すなわち負荷）として付加できるよう設定できるのでより一層利用者の範囲が広がり、高い効果が得られる。 さらに障害の程度の重い障害者で静止状態の運動器を自己の健側の下肢の運動により、機器を動かす事ができず、創動運動を成し得ない場合でも、創動運動訓練器としての機能が付与されたので、移動速度設定スイッチ７ｆで設定した５ｃｍ刻みの速度で自動的に運動を成し、往復動回数設定スイッチ７ｊや揺動回数設定スイッチ7h、で指定の10回刻みの回数で設定されて停止する制御機能を持ったことにより、他動運動を代替する機器としての機能を持ち、著しく効用が高まった。

次に、実施の第２の形態について、図8ないし図12を用いて説明する。図８は実施の第２の形態の運動板の斜視図である。図９は実施の第２の形態の運動板移動台の斜視図である。図１０は実施の第２の形態の斜視図である。図１１は実施の第２の形態の側面図である。図１２は使用状態における実施の第２の形態の斜視図である。なお、この第２の形態の説明において、前記第１の形態の構成要素に対応する構成要素には同一符号を付して、その詳細な説明は省略する。

実施の第２の形態は運動板１と、計測機能部としての運動板移動台２２とからなり、運動板１と運動板移動台２２を組み合わせて利用し、実施の第１の形態と同様の機能を実現する。
この実施の形態における運動板１は、実施の第１の形態と同様に、踵（踵又は手首）支持部品４および締付けバンド３などが設けられている。また、運動板１の下面には適宜数個の車輪２１が左右方向に回転自在に動くように設けられている。本下肢機能訓練器は、前後方向の運動を検知し、利用するため、左右方向への動きは制限する必要がある。しかし、実施の第１の形態と同様に、障害のある一方の足（手又は足）５１ａと障害のない健全な他方の足（手又は足）５１ｂとの両足（両手又は両足）を運動板１に載置するため、健全な他方の足（手又は足）５１ｂの力が強く障害のある一方の足（手又は足）５１ａの方向に運動の進行方向が偏向しがちである。

この場合全く直進するよう規正すると、自然な運動ではなく矯正運動になってしまい、障害のある一方の足（手又は足）５１ａに大きな負荷が掛かり、訓練や運動の継続が困難になることがあり得る。そこで、こうした訓練や運動の継続の困難性を排除するために、運動板１に左右方向へ回転移動する車輪２１を設けた。そして、前側の２個の車輪２１は運動板移動台２２の前側の車輪受け２３ａに、一方、後側の２個の車輪２１は運動板移動台２２の後側の車輪受け２３ｂに嵌め込んで設置する。車輪２１の個数は、左右に動くために有効であれば、適宜選択可能である。また、訓練の指導者が必要性を認め、矯正運動が必要なときには、車輪２１を用いず、矯正運動に利用することが出来る。

運動板移動台２２は、上面が開口している箱体２２ａと、車輪受け２３ａ，２３ｂと、この車輪受け２３ａ，２３ｂが固定されている無端状の前後方向移動ベルト２４と、この移動ベルト２４を案内するとともに箱体２２ａに回転可能に支持されている数個の誘導ローラー２５ｂと、移動ベルト２４を駆動するとともに箱体２２ａに回転可能に支持されている駆動ローラー２５ａと、移動速度検出装置としての距離センサ２６（実施の第１の形態の距離検知センサ１６に対応）と、往復動回数検出装置としての回数検知センサ２７（実施の第１の形態の回数検知センサ１８に対応）と、移動ベルトブレーキローラー２８ａと、ブレーキ装置としてのブレーキ２８（実施の第１の形態のブレーキ１７に対応）と、負荷装置および駆動装置としてのモーター２９（実施の第１の形態のモーター１９に対応）と、電源スイッチ２９ａと、抵抗付加制御スイッチ２９ｂ（実施の第１の形態の抵抗付加制御スイッチ７ｅに対応）と、移動速度設定スイッチ３０ａ（実施の第１の形態の移動速度設定スイッチ７ｆに対応）と、往復動回数設定スイッチ３１ａ（実施の第１の形態の往復動回数設定スイッチ７ｊに対応）と、速度設定スイッチ３２ａ（実施の第１の形態の速度設定スイッチ7ｆに対応）と、速度外部出力装置３２ｂと、往復動回数設定３３ａ（実施の第１の形態の往復動回数設定7ｊに対応）と、往復動回数外部出力装置３３ｂと、電池収納部３４と、全ての制御の解除スイッチ３４ａ（実施の第１の形態の解除スイッチ７ｉに対応）と、外部電源端子３４ｂと、情報伝達経路３５（実施の第１の形態の情報伝達経路１４に対応）と、制御部２０とからなる。なお、実施の第１の形態の部材と対応する実施の第２の形態の各部材は、同様な作用を奏しており、その作用の詳細については割愛する。

箱体２２ａはプラスチック製であるが、木製又は金属製などでも可能であり、内部にローラー２５などの部品を取り付けることができ、移動や利用の際に内部を保護できる強度があれば何でも良く、略長方形で上方は覆われることなく解放され、略前後1 メートル左右60センチメートル高さ30センチメートルの大きさに形成され、計測機能部を内部に収容する。

移動ベルト２４は、本実施例においては12個の移動ベルト誘導ローラー２５ｂと１個の移動ベルト駆動ローラー２５ｂにより回転自在に動くよう構成され、前後方向移動ベルト２４に設置された車輪受け２３ａ，２３ｂに運動板１を取り付け、前後方向に水平に移動させ、下肢を伸縮し、実施の第１の形態と同様に、健全な他方の足（手又は足）５１ｂの力で、障害のある一方の足（手又は足）５１ａの下肢筋力を増強させたり、膝関節（膝関節又は肘関節）イおよび足関節（足関節又は手関節(手首)）口の可動域を広げて足関節（足関節又は手関節(手首)）ロの底背屈の運動および膝関節（膝関節又は肘関節）イの屈伸運動を行うとともに訓練を行う。創動運動と自動他動運動と負荷運動を実現する。前後方向移動ベルト２４は耐久性があり、移動ベルト誘導ローラー２５ｂおよび移動ベルト駆動ローラー２５ａが回転することにより自在に動く素材で形成されている。また、移動ベルトブレーキローラー２８ａは、通常は移動ベルト２４に接触していないが、ブレーキをかけるときに移動ベルト２４に接触し、停止させる。移動ベルト２４は、金属を織り込んだ合成繊維であるが、チェーン構造の金属で駆動部を接続しても良い。また、移動ベルト２４は皮革、繊維など摩擦により、回転を移動ベルト誘導ローラー２５ｂと移動ベルト駆動ローラー２５ａとに伝達し、伝達される素材なら何でも良い。

誘導ローラー２５ｂは12個設けられ、運動板１の動きによって動く前後方向移動ベルト２４に追随して回転している。この誘導ローラー２５ｂの１つには距離センサ２６が取り付けられており、また、誘導ローラー２５ｂの内の他の１つには回数検知センサ２７が取り付けられている。さらに、移動ベルトブレーキローラー２８ａは、ブレーキ２８が取り付けられており、ブレーキ２８と移動ベルトブレーキローラー２８ａとでブレーキ装置を構成している。この実施の形態においては、３つのローラーに分けて、距離センサ２６、回数検知センサ２７またはブレーキ２８の何れか１個を設置したが、１個のローラーに距離センサ２６、回数検知センサ２７およびブレーキ２８を取り付けることも可能である。

移動ベルト駆動ローラー２５ａはモーター２９に接続され、モーター２９の稼働により、移動ベルト駆動ローラー２５ａが回転し、この移動ベルト駆動ローラー２５ａの回転に伴って移動ベルト２４や運動板１が前後方向に往復動し、実施の第１の形態と同様に、自動他動運動と負荷運動を実現している。 距離センサ２６は実施の第１の形態の距離検知センサ１６に対応しており、誘導ローラー２５の回転速度を検知することにより、運動板１の移動速度を検出している。速度外部出力装置３２ｂは距離検知センサ１６の検出値を外部へ出力するソケットである。この実施の第２の形態においてはUSBポートの構造をなしているが、検出値を外部へ出力できればどのような端子でも良い。

回数検知センサ２７は誘導ローラー２５ｂの１個の動きを検知し、運動板１の往復動の回数を検出している。往復動回数外部出力装置３３ｂは回数検知センサ２７の検出値を外部へ出力するソケットである。この実施の第２の形態においてはUSBポートの構造をなしているが、回数の検知数値を外部へ出力できればどのような端子でも良い。 ブレーキ２８は移動ベルト２４を制動し停止させるためのものであり、解除スイッチ３４ａからの信号により解除される。したがって、ブレーキ２８は解除スイッチ３４ａが操作されない限り、ブレーキ作動が解除されず、患者は再度運動できない。

制御部２０には、入力側には情報伝達経路３５を介して距離（速度）センサ２６および回数検知センサ２７が接続され、一方、出力側には情報伝達経路３５を介してブレーキ２８、モーター２９および外部出力装置３２ｂ，３３ｂが接続されている。また、抵抗付加制御スイッチ２９ｂ、移動速度設定スイッチ３０ａ、往復動回数設定スイッチ３１ａ、速度設定スイッチ３２ａ、往復動回数設定３３ａおよび解除スイッチ３４ａが制御部２０に接続されている。

そして、運動板１の移動が、実施の第１の形態では車輪９，１１で行われているのに対して、実施の第２の形態では移動ベルト２４で行われている点で相違しているが、同様な作動を行っている。そして、実施の第１の形態と同様に、効果的な創動運動、自動他動運動、負荷運動が行えるばかりでなく、前後動の数値の検知に関しては、斜行が検知数値としては制限され、移動ベルト２４の利用により前後動について正確な数値を検出できることから、運動器ばかりでなく、研究用の数値を出力しうる構造になっている。

前述のように、身体機能訓練装置は、運動板１と、この運動板１の下面に設けられているとともに左右方向に回動しながら移動する車輪２１と、この車輪２１を左右方向に移動可能な状態で受け入れるとともに前後方向に往復動可能な車輪受け２３ａ，２３ｂと、この車輪受け２３ａ，２３ｂの移動速度を検出する距離（速度）センサ２６と、この距離（速度）センサ２６が検出した前後方向の移動速度の平均値または、一定間隔内の最高速度が設定値よりも小さくなると車輪受け２３ａ，２３ｂの前後方向の移動にブレーキを掛けるブレーキ装置とを備えている。

したがって、患者が疲れてくると、運動板１の前後方向の移動にブレーキが掛かり、過度の運動を防止することができる。また、距離（速度）センサ２６は車輪受け２３ａ，２３ｂの前後方向の移動を検出しているので、運動板１の左右方向の移動が、距離（速度）センサ２６の検出値に影響を与えることを防止できる。その結果、距離（速度）センサ２６は車輪受け２３ａ，２３ｂすなわち運動板１の前後方向の移動速度を正確に検出することができる。

次に、本発明における身体機能訓練装置の実施の第３の形態を図１３ないし図１６を用いて説明する。図１３は実施の第３の形態の身体機能訓練装置の側面図である。図１４は図１３の斜視図である。図１５は両足をセット固定した使用状態での側面図である。図１６は実施の第３の形態の変形例の側面図で、（ａ）が第１変形例の図、（ｂ）が第２変形例の図である。

運動板３０１は、プラスチック（または木材必要に応じてなど）によって平面略矩形で中空に形成されている。この運動板３０１は、図１５に示すように両足（両手又は両足）を載せることができる充分な広さの面積（例えば、縦20ｃｍから35ｃｍ程度、横20ｃｍから35ｃｍ程度の大きさ）を有している。

したがって、障害者は椅子などに座した状態で、下肢神経の片麻痺、アキレス腱の断裂に起因する下肢筋力の低下、また骨折等の足関節、または膝関節の可動域等の障害のある一方の足（足又は手）と、障害のない健全な他方の足（足又は手）との両足（両手又は両足）を載せることが出来る。

踵（踵又は手首）支持部品３０４は運動板３０１と一体で構成されている。図１５に示す両足の踵（踵又は手首）の後方への移動を阻止している。なお、運動板３０１が木材等で形成されている場合、踵（踵又は手首）支持部品３０４は運動板３０１と分離して形成してもよい。また、この踵（踵又は手首）支持部品３０４から前方へ間隔を開けて、かつ、運動板３０１の長手方向の略中央位置には、左右の端部が運動板３０１に固着された締付けバンド３０２が設けられている。

この締付けバンド３０２は、運動板３０１の下面を通り、両端部は各々、運動板３０１の左右側面に各々設置された平面コ字状の誘導金具３０３を通過し、運動板３０１の上方に延在している。そして、締付けバンド３０２の左右両端部３０２ａは、互いに重ね合わされて、ベルベット・ファスナー，スナップ，ホック等の適宜係合手段によって着脱自在に係合される。この締付けバンド３０２は、１本の締付けバンドにより構成されているが、一端部が運動板３０１に固定されている２本の締付けバンドで構成されていることも可能である。

締付けバンド３０２は、図１５に示すように両足（両手又は両足）の上方および前方への移動を阻止している。この踵（踵又は手首）支持部品２０４および締付けバンド３０２により、図１５に示すように両足を運動板３０１に保持する保持手段が構成されている。

この保持手段３０２，３０４は、運動板３０１上に図１５に示すように両足（両手又は両足）を載置した状態で保持することができるならば、その構造や材質などは適宜変更可能である。患者が回復し両足にそれぞれ力が入れられる状態に於いてはこうした両足（両手又は両足）に対する保持手段は不要の場合もある。

運動板３０１の下側には、負荷装置３０５が取り付けられている。この実施の第３の形態において負荷装置３０５は取り替え可能なバネ材である。この実施の第３の形態に於ける負荷装置３０５の弾性体としてのバネ材は、創動運動に適応した、足（両手又は両足）の重さ（たとえば、約１５kg）と足先に掛かるの力（たとえば、約４ｋｇ）との合計の力程度（たとえば、約２０ｋｇ）で反発する負荷を与える負荷装置である。

患者の状況によって、特に創動運動ではなく負荷運動そして筋力強化運動の場合は約２０ｋｇを越える負荷でも良い。図１３ないし図１５の負荷装置は圧縮バネであるが、図１６（ａ）の負荷装置は引っ張りバネ３０５ａで、図１６ｂの負荷装置はゴム紐など弾性索３０５ｂであり、運動板３０１を引き上げる負荷装置となっている。

負荷装置３０５は、運動板３０１の下面の略中央に設けられた設置用凹部３０１ａに取付用回転ビス３０６により３箇所で固定される。他方は身体機能訓練装置カバー３１０に設けられた取付用凸部３１５の上部に設けられた設置用凹部３１４に取付用回転ビス３０６により３箇所で固定される。

傾斜角度確定用保持装置３０７はヒモである。この傾斜角度確定用保持装置３０７により、運動板３０１が水平線となす角度は、創動運動に望ましい最大角度３７度〜３８度から最小角度略０度までの範囲となる。そして、運動板３０１はこの範囲で揺動可能となる。傾斜角度確定用保持装置３０７の上部は運動板３０１に糊ずけ固定されている。一方、傾斜角度確定用保持装置３０７の下部は、取付ビス３０８で身体機能訓練装置カバー３１０に設けられた取付用凸部３１５の上部に固着されており、負荷装置３０５を取付用回転ビス３０６により固定しやすくなっている。

また、運動板３０１は、身体機能訓練装置カバー３１０の軸受け部３１６とブレーキ収納軸受け３１１とで、運動板３０１の外側に一体に設けられた運動板回転部３０９を中心として揺動自在に保持される。運動板回転部３０９はブレーキ収納軸受け３１１を貫通し、この運動板回転部３０９の端部に加速度検知装置３１２が取り付けている。

そして、身体機能訓練装置には、マイコンなどで構成されている制御部３２０が設けられ、この制御部３２０の入力側には情報伝達経路３１３を介して加速度検知装置３１２が接続され、一方、出力側には情報伝達経路を介してブレーキ３２１、駆動装置としてのモーター３２２、表示装置３２７、アンテナ３３２および外部出力装置３２６などが接続されている。なお、アンテナ３３２および外部出力装置３２６は必ずしも設ける必要はないが、このアンテナ３３２および外部出力装置３２６により、加速度検知装置３１２の検出値などを外部に出力することができる。

加速度検知装置３１２は、運動板３０１が下方に踏み込まれる際の加速度を検知する。検知した加速度はマイコンからなる制御部３２０へ接続経路３１３を介して伝達される。制御部３２０では、加速度検知装置３１２から加速度の信号が入力される度にカウントしており、運動板３０１の揺動回数を生成している。そして、制御部３２０は、加速度検知装置３１２から入力された加速度および運動板３０１の揺動回数を記憶部にデータとして記憶し、必要に応じて適宜出力する。

なおマイコンからなる制御部３２０は実施例１の制御部２０と同じ機能を有している。制御部はどこに配置してもよい。

また、制御部３２０は加速度コントロール機能を有しており、加速度検知装置３１２で検出された加速度が、予め設定されている設定値である一定基準（たとえば一定時間毎の最大加速度）またはスイッチ３３１で設定された加速度を越えた場合、警報信号を出力し、警報装置を駆動させる。たとえば、ブザーを鳴らしたり、表示装置３２７を点滅させること又はアンテナ３３２からデータを発信する事ができる。この警報により、介護者は負荷装置３０５の強さを適宜最適なものに変更することができる。

さらに、制御部３２０は、前述の様に、運動板３０１の揺動回数をカウントしており、この揺動回数が一定基準（たとえば、約３００回）または設定スイッチ３２９で設定した回数を越えた場合、停止信号をブレーキ３２１に出力する。ブレーキ３２１は、停止信号を受けると、運動板回転部３０９にブレーキを掛け、揺動を停止させる。このブレーキ３２１はこの実施の第３の形態の場合、スイッチ３２１ａを手動で操作して解除する。スイッチを切り替えて利用するのは、患者が容易に継続的に過度な運動をしないような配慮である。ブレーキを解除せずに、再度運動はできない。

この実施の第３の形態における表示装置３２７はデジタル表示画面であるが、揺動回数の表示、加速度の表示や警告などが行えれば、どのような表示装置でも良い。また、外部出力装置３２６はこの実施の第３の形態の場合10ベースＴであるがどのような形態でも良い。アンテナ３３２は入力された加速度と回数を出力するが、リモートコントロールで、ブレーキ３２１をかける際の加速度や揺動回数などを制御部３２０に設定することもできる。 収納部３２３は電池の収納部を示している。また、外部電力の入力部３２４も設けられている。電池は、充電式でも、非充電式でも可能である。そして、電池が充電式の場合には、外部電力の入力部３２４から充電することが可能とすることができる。また、モーター３２２により、運動板３０１を強制的に揺動させることも可能である。

実施の第３の形態の身体機能訓練装置はこの様に構成されているので、例えば、脳卒中後の片麻痺、アキレス腱の断裂等の筋力の低下、下肢の骨折等の足関節の可動域の障害が一方の足にある場合には、椅子に座し、この障害のある足と、障害のない健全な他方の足との両足とを備えて踵（踵又は手首）を踵（踵又は手首）支持部品３０４に当接させるとともに足先を締付けバンド３０２によって締めつけ、両足に履くようにして運動板３０１に両足（両手又は両足）を揃えてセット固定させる( 図１５参照) 。

このように両足（両手又は両足）を運動板３０１にセット固定させるのに、踵（踵又は手首）を踵（踵又は手首）支持部品３０４に係止させるとともに、足先を締付けバンド３０２に係止させれば良いので、障害者の足の大小に対応して両足（両手又は両足）を運動板３０１の上面に揃えて容易にセット固定できる。而して図１５に図示するように、健全な足（手又は足）によって障害のある他方の足（手又は足）を介助して過度の負担が加わらないように、障害の程度に応じて自らの動きを制御しながら徐々に力を加えて運動板３０１を図１５の矢印で示す方向に揺動させ、下肢を伸縮し、下肢筋力を増強させたり、足関節（足関節又は手関節(手首)）の可動域を広げて足関節（足関節又は手関節(手首)）の底背屈の運動を行うとともに訓練を行う。

図１６（ａ）に示す例は、前記負荷装置３０５のバネ材の様に、下方から上方に加重を負荷するのではなく、上方から引き上げる形態で負荷することが可能であることを示している。枠体３１７は下肢訓練装置を内包できる枠体であり、踵（踵又は手首）部を載置する方向は開放空間であって、自由に利用できる必要がある。また枠体３１７の両サイドカバーに掛け渡されている確保材３１９は負荷装置３０５ａを設置するのに充分な力強度、たとえば、60ｋｇ程度で引いたときに壊れない強度を持っていればよい。

図１６（ｂ）に示す例は踵（踵又は手首）部付近に柱を設置し、負荷装置３０５ｂを設置し利用することが可能であることを示している。柱３１８は負荷装置３０５ｂを設置し利用するのに充分な強度、たとえば、60ｋｇ程度で引いたときに壊れない強度を持っていれば１本でも２本でもよい。 この実施の第３の形態に於いて、負荷装置３０５はバネ材で有るが油圧、空気圧、ゴムなど負荷をかけることができ、かつ反発力がある部材で有ればどのような部材でも可能である。

以上のような運動の効果は、障害の改善につながる。しかしながら、障害者は、一日も早く回復したいという願いを持ち、何回でも運動を行い、適正量の範囲を超えて、運動をなすことがある。そのため、予期される改善が得られないことがある。このようなことがないよう、運動を成すべき回数を、制御部３２０でブレーキ３２１を作動させることにより、適正な値に規制している。この回数は、設定スイッチ３２９を操作することにより行われ、この操作により、運動回数をあらかじめ設定することができる。そして、制御部３２０は設定回数（一例として３００回）になると、ブレーキ３２１を作動させて、運動板３０１の揺動を停止させている。

次に、実施の第４の形態について、図１７ないし図２１を用いて説明する。図１７は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の正面図である。図１８は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の側面図である。図１９は実施の第４の形態の身体機能訓練装置の平面図である。図２０は実施の第４の形態の前後移動で利用する使用状態での平面図である。なお、図２０において、接触センサは省略してある。図２１は実施の第４の形態の説明図で、（ａ）が上下方向の揺動時の上限の図、（ｂ）が上下方向の揺動時の下限の図、（ｃ）が前後方向の往復動時の図である。

運動板４０１は、木材（または必要に応じてプラスチックなど）によって平面略矩形に形成されている。この運動板４０１は、実施の第１の形態から実施の第３の形態に示す運動板と同様である。両足（両手又は両足）を載せることができる充分な広さの面積（例えば、縦25ｃｍから35ｃｍ程度、横20ｃｍから30ｃｍ程度の大きさ）を有している。したがって、障害者は椅子などに座した状態で、下肢神経の片麻痺、アキレス腱の断裂に起因する下肢筋力の低下、また骨折等の足関節、または膝関節の可動域等の障害のある一方の足と、障害のない健全な他方の足との両足を載せることが出来る。

両手の場合は機器を机の上に置き、利用者は椅子に座って、両手で機器を動かすのである。障害者は椅子などに座した状態で、上肢神経麻痺、上腕筋の断裂に起因する上腕筋力の低下、また骨折等の足関節（足関節又は手関節(手首)）ロ、または膝関節（膝関節又は肘関節）イの可動域等の障害のある一方の足（足又は手）と、障害のない健全な他方の足（足又は手）との両足（両手又は両足）を載せることが出来る。

踵（踵又は手首）支持部品４０３は例えばプラスチック、皮、布等の帯状物で形成され、実施の第１の形態から実施の第３の形態の踵（踵又は手首）支持部品と同様である。平面図示略Ｃ字状をしており、運動板４０１の後部上面に鋲着、釘着や取付ビス等で固定され、運動板４０１の上面に前記両足を揃えて載置させた場合に、両足の踵（踵又は手首）の後方への移動を阻止している。なお、踵（踵又は手首）支持部品４０３がプラスチックで形成されている場合には運動板４０１と一体に形成してもよい。

また、この踵（踵又は手首）支持部品４０３から前方へ間隔を開けて、かつ、運動板４０１の長手方向の略中央位置には、左右の端部が運動板４０１に固着された締付けバンド４０２が設けられている。この締付けバンド４０２は、運動板４０１の下面を通り、両端部は各々、運動板４０１の左右側面に各々設置された平面コ字状の誘導金具４０２ａを通過し、運動板４０１の上方に延在している。

そして、締付けバンド４０２の左右両端部は、互いに重ね合わされて、ベルベット・ファスナー，スナップ，ホック等の適宜係合手段によって着脱自在に係合される。この締付けバンド４０２は１本の締付けバンドにより構成されているが、一端部が運動板４０１に固定されている２本の締付けバンドで構成されていることも可能である。この締付けバンド４０２は、両足（両手又は両足）の甲を上側から覆い、両足（両手又は両足）の上方および前方への移動を阻止している。

この踵（踵又は手首）支持部品４０３および締付けバンド４０２により、両足（両手又は両足）を運動板４０１に保持する保持手段４０２，４０３が構成されている。この保持手段４０２，４０３は、運動板４０１上に両足（両手又は両足）を載置した状態で保持することができるならば、その構造や材質などは適宜変更可能である。なお、患者が回復し両足（両手又は両足）にそれぞれ力が入れられる状態に於いてはこうした両足（両手又は両足）に対する保持手段は不要の場合もある。

運動板４０１の前部下側には、左右に各々運動板支持部材４０６ａが運動板支持部材確保ビス４０５により設置されている。運動板支持部材４０６ａの下端部には、断面略円形の孔４０６ｈが貫通して形成されている。この孔４０６ｈに、略水平に配置される後保持軸４５７が回転可能に挿入されている。

したがって運動板支持部材４０６ａは後保持軸４５７に対して揺動することができ、一方後保持軸４５７は運動板支持部材４０６ａに対して回転することが出来る。また運動板支持部材４０６ａの下端部には、引っ張りバネなどからなる負荷装置４０６ｂが取り付けられ、この負荷装置４０６ｂで運動板支持部材４０６ａの前側が跳ね上がる方向に付勢されている。そして、後保持軸４５７は、左右の軸保持装置452a,452b に設けられたスライド部としての長穴に、回転およびスライド可能に保持されている。

この後保持軸４５７は一端が保持軸留め金455bでネジ止めされ保持され、他端が加速度検知装置４５０で抜け止めされている。軸保持装置452a,452b の長孔は身体機能訓練装置の底面に対し平行に設置される。

この後保持軸４５７は、回転しながら前後方向にスライド可能であるとともに、運動板４０１および運動板支持部材４０６ａが揺動する際の揺動軸となる。患者は、運動板４０１に足を載せ、負荷装置４０６ｂの付勢力に抗して下方に押圧し、ついで、運動板４０１に加えた押圧力を減少させて、負荷装置４０６ｂの付勢力で運動板４０１を上方に移動させている。ついで、再び、負荷装置４０６ｂの付勢力に抗して下方に押圧している。この様にして、上下方向の揺動を繰り返している。また、後保持軸４５７は、運動板４０１が上下方向に揺動するとき、図19に示す前側の位置から、図20に示す後側の位置まで前後運動をなす。加速度検知装置４５０は、後保持軸４５７の前後運動の加速度を一方向（前方向または後方向）について検知する。

検知した加速度はマイコンからなる制御装置４２９へ接続経路４１２を介して伝達される。制御部４２９では、加速度検知装置４５０から加速度の信号が入力される度にカウントしており、運動板４０１の往復動回数を生成している。そして、制御部４２９は、加速度検知装置４５０から入力された加速度および運動板４０１の往復動回数を記憶部にデータとして記憶し、必要に応じて適宜出力する。また加速度でなく一方向についての速度を検知し、速度と新たな速度が発生した回数を利用することもできる。

また、運動板４０１の前部下側には、運動板支持部材４０６ａの前方に、前保持軸４５６に係脱自在に係合する軸保持部材４０４が設置されている。軸保持部材４０４は前保持軸４５６を回転自在に確保し、運動板４０１に掛けられる荷重に耐え、運動板４０１を水平に確保できる構造である。この実施の第４の形態に於いては、軸保持部材４０４を前保持軸４５６にはめ込んだ後にピン針金等で確保することもできる構造になっているが、荷重に耐え、水平に確保できる構造になっていればどのような構造でも良い。

運動板４０１の上面には、上下左右に各々の接触センサ407a,407b,407c,407d が総計４枚設置され、これらの接触センサ407a,407b,407c,407d は、ものが接触すると検知して、検知信号を出力する。運動板４０１が上方に約40度、この実施の第４の形態に於いては37.5度の角度で上方に向いて設置されているが、健常な足（手又は足）は載置すると上下のセンサに同時に接触する。

しかし、拘縮のある足（手又は足）は同時に接触することが出来ない。運動板４０１の水平となす角度は変化し、拘縮のある足（手又は足）の足先（足先と指先）部と踵（踵又は手首）部の接触が接触センサ407a,407b,407c,407d により検知されると、検知信号が電線コードなどの情報伝達具４１２を介して制御部４２９に送信される。

我々の研究により、運動板４０１は前後方向と上下方向の移動が、足関節底屈37度から始まり、膝関節屈曲118 度まで可能である事を確認した。これにより患者自身の創動運動または介助者の他動運動により、前記角度の間の拘縮を持つ患者の関節可動域の評価を行うことができる。

この実施の第４の形態の外構は一体構造であり、透明なプラスチックで構成されている。前面及び後面は運動阻害しないように開放空間となっている。前面下部４１０ａはスイッチ部を設置するため不透明に彩色されている。側面部４１０の右側面部に情報伝達具４１２を安定的に取り付ける情報伝達具安定取付具４１１が設置してある。左側面部にはカメラ４３０と情報伝達経路４３１が設置されている。

前面上部に情報を出入力するアンテナ４１０ｂが設置され、このアンテナ４１０ｂは、側面上部前方で両側面部４１０を互いに連結しているので、構造を強化する目的を果たしている。底面下部にはソリ付きのキャスター４１３が四隅にそれぞれ設置されている。

情報伝達具４１２は前後移動する加速度検知装置４５０で検知する信号を伝達するために電線で構成されている。情報伝達具４１２は無線で信号を発信するよう構成してもよい。左側面部に設けられたカメラ４３０は、網膜カメラであり広い領域を同時に撮影すると共に、連続して撮影データを検知することができる。この撮影データは、情報伝達具４３１を介して制御部４２９に入力されており、制御部４２９はこの撮影データをそのまま、または加工して、出力することができる。

出力は表示装置４１４，４１５，４１６，４１７などに対してなされると共に、外部出力を外部情報出力端子４２７及びアンテナ４１０ｂから行うことができる。この実施の第４の形態において、カメラ４３０は網膜カメラであるが、ccd カメラ、ビデオカメラなど、広い領域を同時に撮影すると共に、連続して撮影データが検知できるカメラなら何でもよい。制御部はどこに配置してもよい。

前記接触センサ407a,407b,407c,407d が同時に接触を検知し、この検知信号が制御部４２９に入力されると、制御部４２９は、左側面部のカメラ４３０に駆動信号を出力する。カメラ４３０は駆動信号を受けると撮影し、撮影データを制御部４２９に出力する。この実施の第４の形態に於いて利用している網膜カメラは容易にその撮影した物体の外形を認識できるので、制御部４２９において、その撮影した運動板４０１の角度、および患者の下肢の関節の角度を角度データとして処理して出力できる。この実施の第４の形態に於いて、この角度などを検知する場合は運動板４０１を介護者が手動で動かす。

彩色された外構前面下部には制御部４２９が設置されている。制御部４２９が設置されている外構前面下部に、回数表示装置４１４と角度表示装置４１５と加速度表示装置４１６と運動種類表示装置４１７と回数設定スイッチ４１８とリッセットスイッチ４１９と角度調査スイッチ４２０と角度手動切り替えスイッチ４２１と加速度設定スイッチ４２２と運動選択スイッチ４２３と手動カメラシャッタースイッチ４２４と電源スイッチ４２５と外部情報出力端子４２７と外部情報入力端子４２８と電池収納器具４２６が設置されている。

制御は制御部４２９により行う。回数表示装置４１４と角度表示装置４１５と加速度表示装置４１６と運動種類表示装置４１７はデジタル表示装置を用いているが、回転式などデータを表示できれば何でもよい。制御部４２９はマイコンを利用している。全ての機器は情報伝達経路で結ばれている。

前保持軸４５６は、左右の軸保持装置454a,454b に設けられたスライド部としての長穴に、回転およびスライド可能に保持されている。この前保持軸４５６は両端が保持軸留め金455a、455b でネジ止めされ保持される。軸保持装置454a,454b の長孔は身体機能訓練装置の底面に対し平行に設置される。また、前保持軸４５６は、長孔の任意の場所で安定に静止するために静止補助具455cで固定され静止することができる。

前保持軸４５６は、運動板４０１が上下方向に揺動をする時に、運動板４０１が前下りならないよう図２1（ｂ）に示すように、運動板４０１が下限に下がってくると、当接し、運動板４０１の下降を阻止している。この際には、前保持軸４５６は静止補助具455cを用い固定されて静止している。静止した前保持軸４５６は、図２1（ｂ）に示すように、保持軸留め金455a、455b 以外の位置、すなわち軸保持部材４０４の邪魔にならない位置で、運動板４０１の前部を支持する静止用受け軸の働きをする。

運動板４０１が前後方向の運動をする時は、運動板４０１が身体機能訓練装置の設置面と略平行に移動運動できるようにするため、図２0と図２1（ｂ）に示す様に、運動板４０１は、前部を前前保持軸４５６で、後部をもう一方の後保持軸４５７で支持されており、この前保持軸４５６および後保持軸４５７が回転しながら、前後方向に略水平にスライドしている。この様にして、患者の創動運動により平行移動運動できるようにしている。この前後方向の往復動の場合には、フック４４２は連結部材４０６ｄを開放しており、負荷装置４０６ｂの負荷は加わっていない。（ただし、他の手段で負荷を加えることは可能である。たとえば、別途バネなどの負荷装置を着脱自在に取り付ける。）

軸保持装置454a,454b にリニアモーター駆動装置を設けるとともに、後保持軸４５７に磁場を持たせ、後保持軸４５７をリニアモーター駆動させて、運動板４０１を前後に駆動させることも可能である。また、運動板支持部材４０６ａを後保持軸４５７に対して揺動させる駆動装置としてのモーターを設けることも可能である。この様な場合には負荷装置４０６ｂを省略することができる。

後保持軸４５７にリニアモーターで負荷することにより、運動板４０１の前後方向の移動に対して負荷することができる。なお、運動板４０１の前後方向の移動に対して、別途、バネなどの負荷装置を設けることも可能である。運動板支持部材４０６ａの揺動にモーターで負荷することにより、運動板４０１の上下方向の揺動に対して負荷することができる。

また、リニアモーター以外でも後保持軸４５７の機械式自走やモーターを利用した電気式自走などで、後保持軸４５７に負荷する事で、負荷運動の訓練機として利用できる。また上下方向の揺動の場合は創動運動において運動板４０１が踵（踵又は手首）部から足先（足先又は指先）部に向けて上方向略37度程度上向きについていることが必要であり、負荷装置４０６ｂがない場合でも、その実現を図ることができる。この実施の第４の形態においては後保持軸４５７に負荷機能を持たせているが、前保持軸４５６に前後方向の負荷機能を持たせ制御することもできる。運動板４０１が前後方向に運動する場合には、負荷装置下方の後保持軸４５７と上方に位置する前保持軸４５６は高さは異なるが平行移動をする。

運動板支持部材４０６ａはこの実施の第４の形態では鋼鉄製の一体構造であるが、プラスチック等荷重を支持することができる材料なら何でもよい。構造は分離できる構造でもよい。負荷装置４０６ｂは鋼鉄のバネを利用しているが保持軸４５６，４５７に負荷を与えられればバネでなくともよい。分離構造の場合、油圧空気圧等負荷を与えられればなんでもよい。前記リニアモーターなどを利用するときはなくともよい。左右両側の負荷装置４０６ｂの下端部は、互いに連結部材４０６ｄで連結され、この連結部材４０６ｄが上下機構４４３に着脱自在に電動式のフック４４２で取り付けられている。したがって、負荷装置４０６ｂの付勢力は運動板支持部材４０６ａに確実に加えることができる。

上下機構４４３を駆動する駆動機構４４０は身体機能訓練装置の外構の底面に設置されている。駆動機構４４０は駆動装置であるモーター４４５と動力伝達装置４４６とからなっている。動力伝達装置４４６は組み合わせ歯車機構で構成されている。この動力伝達装置４４６は上下機構４４３を上下動させるためのものであり、チェーン、ベルトなどの動力伝達機構を利用してもよいし、油圧、空気圧などで上下機構４４３を上下してもよい。上下機構４４３に連結部材４０６ｄを取り付ける際には、介護者が手動で左右のフック４４２を作動させ、連結部材４０６ｄの両側部を押さえる。

図20に示すように運動板４０１は、保持装置454a,454b 及び軸保持装置452a,452b の間の空間に、前保持軸４５６と後保持軸４５７と運動板支持部材４０６ａにより移動自在に保持される。実施の第１の形態および実施の第３の形態のごとく、運動板４０１は前後方向の移動をするときに、左右へ健側の足（手又は足）の力の強さが患側の足（手又は足）の力の強さより強いことから少し動くことを考慮し、左右に10ｃｍ程度の移動幅を設けてある。これにより、創動運動は痛みがないことが重要であり、一定方向のみの矯正運動を緩和している。しかしながら負荷運動や矯正運動も重要であり、前後及び上下の負荷運動や矯正運動も、手動やリニアモーター、後保持軸４５７の機械式自走やモーターを利用した電気式自走など後保持軸４５７に負荷する事で可能になる。

実施の第４の形態においても、患者の状態に応じて、運動量を設定するが、設定した運動量を終了した時には再度運動はできないようにするために、加速度計を用い、回数と加速度または速度を検知し利用している。まず、加速度検知装置４５０で検知し、回数は加速度が新たに発生したときに回数１とし、その回数を累積計算して運動量を図るものである。運動回数を設定するためには回数設定スイッチ４１８により設定する。終了後はリッセットスイッチ４１９を利用しないと解除できない構造になっている。回数は300回程度まで設定できればよい。負荷運動については回数を増やしてよい。その場合は数万回でも設定できる。さらにマイコンを利用した制御部４２９の機能を利用すれば利用時間で設定することも可能である。

加速度を用いて制御する場合には、加速度でも速度でも計測値を利用できるが、速度の場合は実施の第１の形態と同様である。加速度の場合は0 から10Ｇ程度を測定範囲とすることで細かい変位で運動量を規定する。この場合も加速度設定スイッチ４２２で設定し、リッセットスイッチ４１９で再運動を可能にする。

この実施の形態において、運動を停止するために駆動機構４４０およびフック４４２を用いている。運動選択スイッチ４２３で上下運動を選択した場合は、運動板４０１が上下運動をする状態は図２1（ａ）および図２1（ｂ）で示される。後保持軸４５７の位置が図２1（ａ）から図２1（ｂ）へ移動すると、負荷装置４０６ｂは、上端部が軸保持装置452a,452b の長穴に対してスライドしながら、伸び縮じみして、負荷を与える。

負荷装置４０６ｂは、図２1（ｂ）に示す様に延びており、常に縮じみ圧力があって、負荷装置４０６ｂの復帰力で創動運動を可能にしている。このとき設定された一定の回数または一定の加速度や速度に検出データが到達したとき、制御部４２９から電動フック４４２に解除指令がでて、フック４４２が作動し連結部材４０６ｄが開放される。

連結部材４０６ｄが開放されると、連結部材４０６ｄの復帰力がなくなり、運動板４０１が上方に戻らずに、下限に落ちた状態となる。また、静止補助具455cで固定されている前保持軸４５６が邪魔になって前後運動も行えない。すなわちブレーキがかかった状態になる。この様に、フック４４２は、連結部材４０６ｄを開放することにより揺動に対してブレーキをかけており、ブレーキの機能を有している。なお、また、フック４４２以外のブレーキ機構を採用することも可能である。

運動選択スイッチ４２３で前後運動を選択した場合は、運動板４０１が前後運動をする状態は図22（ｃ）で示される。フック４４２は解除されており、連結部材４０６ｄの下端はフリーとなっている。したがって、負荷装置４０６ｂは縮じんだ形態で前後運動とともに軸保持装置452aにあけられた長穴の全長の間前後に動く。前後動は40ｃｍ程度が求められており、軸保持装置452aにあけられた長穴の全長はその動きが実現できる長さになっている。

このとき設定された一定の回数または一定の加速度や速度に検出データが到達したとき、駆動機構４４０のモーター４４５へ制御部４２９から上下機構４４３を上昇させる命令がでる。命令により上下機構４４３が上昇すると、上下機構４４３は負荷装置４０６ｂの前後動の邪魔になりほとんど前後動出来なくなる。すなわちブレーキが働くことになる。この様にして上下機構４４３はブレーキの機能を有している。なお、上下機構４４３以外のブレーキ機構を採用することも可能である。

この様に、運動板４０１を上下方向に揺動させる際には、フック４４２は連結部材４０６ｄを係止し、運動板４０１を前後方向に往復動させる際、および、揺動を停止させる際には、フック４４２は連結部材４０６ｄを開放している。また、運動板４０１を上下方向に揺動させる際、および、前後方向の往復動を停止させる際には、上下機構４４３は上昇し、運動板４０１を前後方向に往復動させる際には、上下機構４４３は下降している。

なお、制御部４２９は実施例１の制御部２０と同様な制御部である。

実施の第４の形態の身体機能訓練装置はこの様に構成されているので、例えば脳卒中後の片麻痺、アキレス腱の断裂等の筋力の低下、下肢の骨折等の足関節の可動域の障害が一方の足にある場合には、椅子に座し、この障害のある足と、障害のない健全な他方の足との両足とを創動運動するときに有効である。前後動と上下動の双方を実現する有効な訓練機である。

図２２から図２８を用いて、発明の制御部の働きと人工知能・機械学習（以後AIソフト）の働きを詳述する。

図22は本発明の構成と機能を示す概念図である。図23は実施例１の制御回路図である。図２４は通信システムに主眼を置いたフローチャートである。図２５はAIソフトに主眼を置いたフローチャートである。図２６は基礎分析値と累積分析値と判定基準値のそれぞれの処理に主眼を置いたフローチャートである。図２７は前後移動動作データの処理に主眼を置いたフローチャートである。図２８は揺動動作データの処理に主眼を置いたフローチャートである。

図22および図23を説明する。

制御部20は、上肢又は下肢の動作に関するデータの検出装置として、距離検知センサ16、回数検知センサー18と、検出装置が受信した動作データを分析可能な制御部として、各種Arduino、NanpPi、RaspberryPi、マイコンなどで構成されている制御部20と、前記制御部に個人特定データと収集した前記動作データと、前記動作データを収集した実施時間の時間計測手段20aから時間データを受信している時間データと、を記録する制御部20に含まれる記憶部521と、を備えている。

本発明は図29に示す既存創動運動器９すなわち特許番号5238917の創動運動器で収集し、整理した表3に示す結果を自動的に収集するAIソフト551を携帯電話501ｂやクラウド552に搭載し、データを処理していることを特徴としている。携帯電話501ｂは通常のシムフリースマートフォンを利用している。

クラウド552はgoogle driveを利用している。クラウド502は管理PC503で管理される。クラウドはgoogle driveに限らず、利用できればなんでもよい。自身でサーバーを置き、クラウドに準じて利用することもできる。

クラウド552はPCや携帯電話からなる多人数利用者504の利用が可能になっている。デジタル変換・データ処理ソフト550は通常用いられており特記しない。その結果は抽出され、他の任意のPCにおいて前記表1と前記表3のように整理される。

制御部20は、デジタル変換・データ処理ソフト550を備えている。データ処理ソフト550は前記上肢又は下肢の動作に関するデータの検出装置から得られた前記動作データを処理可能なデジタルデータに変換している。前記表1及び前記表3のような処理が可能なデータに変換している。

上肢又は下肢の動作に関するデータの検出装置は測距センサ、ロータリーエンコダ、光電式センサ、超音波センサ、磁気センサ、加速度センサ、カメラなど適切な検出ができるセンサであれば何でもよい。実施例1と実施例３においては動作に関するデータの検出装置にロータリーエンコダを用いている。

ロータリーエンコダの出力を分析することにより、速度と回数と回転と距離を計測している。すなわちロータリーエンコダを用いた動作に関するデータの検出装置は前記処理ソフト550を用いることにより距離検知センサ16、回数検知センサ18、を1つのセンサで兼ねることが出来る。なお速度検知センサは距離を検知しており、時間計測手段と合わせ速度データを得ている。

制御部20は、AIソフト551を備えている場合がある。実施例1ないし実施例４においては制御部20は、AIソフト551を備えている。

制御部20は、記憶部521に個人特定データ510として、前記表1又は表3に示す通り、して、氏名 生年月日 病歴 判定値（介護度・FIM（機能的自立度評価表）や各種歩行評価法例えばBBS-TUG(Berg Balance Scale・BBS TUG 10m歩行テスト)等 担当者名 利用施設又は利用場所などを記憶している。

この個人特定データ510は、表示していないが接続したPCのキーボードを利用して入力することが出来るとともに、携帯電話501Bやクラウド552で作成したデータを転送して利用する。また携帯電話501Bやクラウド552でAIソフトを利用するときには携帯電話501Bの制御部C２やクラウド552の制御部C３の記憶部521のデータを利用することが可能である。

時間計測手段20aは、常識として制御部20に内包されている。また通信手段を用いることによりインターネットの時間データを利用することもできる。

外部出力装置91は実施例３の表示装置３２７や実施例４の表示装置４１４であり、鳴動装置でもよい。またディスプレーを別に設けることができる。

制御部20は、通信手段501を備えている。前記通信手段501はブルーツース（501Ａ）、又はWiFi（501C）、又はシグフォックス（501D）、又は図示していないがXbeeなどを利用している。

前記通信手段501にWiFi（501C）を利用する場合はIEEE 802.11a からIEEE 802.11acなどの規格を用いている。前記規格は公的に認証されていればどのような規格でもよい。またシグフォックス（501D）のようにこれから広く利用される規格を用いてもよい。

通信手段501はブルーツース501Ａと携帯電話501Bで構成されることがある。本実施例においては通信手段501はブルーツース501Ａと携帯電話501Bで構成されている。

携帯電話501Bは制御部C２と記憶部（記録手段）521を内包しており、また携帯電話501B はAIソフト551を内包している。

携帯電話501Bでは、データ処理ソフト550とAIソフト551の作用により、利用者の動作データの変化をグラフ表示できる。

通信装置501はクラウド552の制御部C3へAIソフト551で作成したデータを送信している。

AIソフト551は制御部20及び携帯電話501B の制御部C２に内包していると記述しているが、通信手段によりクラウドに配置したAIソフトを利用することが可能である。

クラウド552へは登録された利用者のアクセス504が可能になっており、蓄積されたデータを利用することにより、身体状況の確認や安心な運動継続が可能になる。

クラウド・サーバー552は記憶部（記録手段）521であり、管理PC503を操作する管理者により管理されている。管理者が医師、理学療法士、作業療法士、看護師など専門家の場合は得られた結果から警報するべき範囲等を定めることにより、より正確な遠隔運動コントロールが可能になる。

すなわち、図23に示す制御部入力側のスイッチを利用して、医師・看護師や理学療法士等によるリハビリテーション医学診断や介入が容易になる。またクラウド・サーバー552がインターネットに接続したサーバーである場合にはサーバー自体の操作により管理・利用できる。

OUTPUT1（９２）はデジタル変換された動作データである前後動データ（９２a）と動作データである揺動データ（９２b）を第３の形態の表示装置３２７や第４の形態の表示装置４１４，４１５，４１６，４１７そして図28の参考図に示した外部出力装置91に例示する運動器表示画面へ出力している。また前記表1や前記表3のように取り出したデータを利用できる。OUTPUT2（９３）は通信装置（501）のブルーツース（501Ａ）、WiFi（501C）、シグフォックス（501D）などのシステムの利用による無線通信である。

OUTPUT3（９４）は携帯電話（501Ｂ）におけるデータ出力・データ表示である。OUTPUT4（９５）は携帯電話（501Ｂ）とWiFi（501Ｃ）又はシグフォクス（501D）等を利用したクラウド・サーバーへの通信である。

図23の動作データの入出力状況について図1を参照して述べる。

図23の制御部入力側には情報伝達経路１４を介して距離検知センサー16、回数検知センサー18、揺動回数設定スイッチ7ｈ、移動速度設定スイッチ7f、往復動回数設定スイッチ7ｊ、および通信装置が接続され、一方、出力側には情報伝達経路１４を介して揺動回数設定スイッチ7ｈ、移動速度設定スイッチ7f、往復動回数設定スイッチ7ｊ、ブレーキ１７、モーター１９、外部出力装置９１、および通信装置が接続されている。

なお、外部出力装置９１は必ずしも設ける必要はないが、この外部出力装置９１により、センサ（１６、１８）の検出値を外部に出力することができる。現在のOUTPUT1（92）の出力状況は図29参考図のディスプレーに表示され、また前記表1又は前記表3で確認できる。

距離検知センサ１６は、後輪９の回転速度すなわち、足載板１の移動速度を検出している。足載板１は往復動しており、移動の向きが交互に変更されているが、距離検知センサ１６からの動作データは、制御部２０のAIソフト551により平均値を算出することができる。さらに、管理者が医師、理学療法士、作業療法士、看護師など専門家の場合は得られた結果から警報するべき範囲等を定めることができるので、速度設定スイッチ7ｆにより、足載板１の移動速度を制御部２０に最適に設定することができる。

また、往復動回数設定7ｊにより、足載板１の往復動の最適値を制御部２０に設定することができる。また、第3の実施の携帯においては揺動回数設定により、運動板１の揺動の最大値を制御部２０に設定することができる。

患者の状態に応じて、速度設定スイッチ7ｆにより、最小の１秒間５ｃｍの速度から１秒間５０ｃｍ程度の速度制御部２０に設定することができる。そして、速度設定スイッチ7ｆにより設定された速度を、制御部２０で算出した平均速度が下回った場合は、制御部２０が全部のブレーキ１７を作動させて後輪９および前輪１１にブレーキを掛けて停止させる。そして、解除スイッチ７ｉを作動させないと、ブレーキ１７は解除せず、再度運動はできない。

距離検知センサ１６からの動作データをAiソフトで分析し、往復動の基準値とすることもできる。すなわち制御部２０からの入出力が可能である。このように、往復動や揺動 の運動量について、揺動回数設定スイッチ7ｈや移動速度設定スイッチ7fや往復動回数設定スイッチ7ｊを用い制御部２０からの入出力が可能である。

制御部２０はブレーキ17とモーター19と外部出力装置91へデータを出力する。ブレーキ17とモーター19は制御部２０により、一定の計算値（判定基準値）により制御される。またブレーキ17とモーター19は一定の計算値（判定基準値）により制御されるとともに、医師、理学療法士、作業療法士、看護師など専門家の判定に基づいた一定範囲の数値でも制御可能である。この情報の蓄積は判定基準値を一層正確にすることが出来る。またその結果専門家の判断へ適切な情報を提供可能になる。

図24および図25を説明する。

図２４は通信装置に主眼を置いたフローチャートである。

図24の（ステップ１）はセンサ（16、18）から動作データを読み込み、（ステップ２）で処理ソフト550が稼働し、動作データをデジタルデータ16a（前記表1と表記可能）とデジタルデータ18a（前記表3と表記可能）へ変換し、又外部出力装置91に実施回数を表記できる。図29の参考図に示した外部出力装置91では回数を表示している。（ステップ３）はAIソフト搭載の有無を確認しており、実施例１ではAIソフト551を搭載している。

（ステップ4）はAIソフト551が稼働し、前記表1又は前記表3の動作データから、前記表2又は前記表4に示される任意の一名、すなわち実施者のデータを分析し、必要な運動データの平均値、最大値、と最小値を自動計算している。この結果が基礎分析値である。そして、前記表2又は前記表4のごとく分析して得られた結果を累積している。（ステップ5）はステップ4にAIソフト551が搭載されていない場合又は稼働していない場合に、携帯電話（501B）すなわち外部の制御部C2へ送信するか、又はWiFi（501C）でルータ送信を用いクラウド又はサーバの制御部C3へ送信し、又はシグフォクス（501D）を用い送信する場合は、直接クラウド・サーバーの制御部C3へ送信することを示している。

（ステップ６）では携帯電話（501B）へブルーツース（501A）で送信された後、ＡＩソフト551が稼働したかを確認している。ＡＩソフト551の稼働により、携帯電話501B表示画面へ出力、処理データの蓄積、利用者の運動範囲等の分析結果表示を可能にしている。ステップ4と同様に、前記表1又は前記表3の動作データから、前記表2又は前記表4に示される任意の一名、すなわち携帯電話（501B）を持つ実施者のデータを分析し、一定期間の累積動作データに関するグラフの表示を可能にしている。

すなわち動作データの平均値、最大値、と最小値を自動計算している。そしてそのデータを累積している。その累積データをグラフ表示を可能にしている。前記表2又は前記表4は多人数のデータ累積表であるが、個人のデータ累積表を作成している。そして、蓄積した処理データをクラウドへデータ送信している。

（ステップ7）でクラウド又はサーバの制御部へ送信するが、AIソフト551が稼働しない、又は送信できない場合はステップ0へ戻る。AIソフト551が稼働する場合はステップ4と同様に、前記表1と前記表3の動作データから、前記表2と前記表4に示される任意の一名、すなわち実施者のデータを分析し、必要な運動データの平均値、最大値、と最小値を自動計算している。

そして、前記表2と前記表4のごとく分析して得られた結果を累積している。携帯電話（501B）はセンサ（16、18）の動作データ対1台であり、個人特定データと随時対照し、分析されている。特に介護度を判定値した場合、個人の判定基準値を時系列で収集し、分析し、出力できるため、運動を継続したり、最適運動回数を特定することが容易になる。またデータの整理を自動化でき、専門家の省力化を実現できる。

図２5はAIソフトに主眼を置いたフローチャートである。

図25の（ステップ１）はセンサ16、18から動作データを読込み、（ステップ２）は時間計測手段から時間データを読み込み、（ステップ３）は個人特定データ510から身体状況の判定値など個人特定データを読み込み、（ステップ4）は制御部の処理ソフトの可動でデジタルデータへ変換、（ステップ5）は処理ソフト稼働し、前記表1又は前記表3の表示が可能になるデジタルデータへ変換を確認しており、稼働した場合は、第３の形態の表示装置３２７や第４の形態の表示装置４１４，４１５，４１６，４１７そして図28の参考図に示した外部出力装置91に例示する運動器表示画面へ出力している。

（ステップ６）は身体機能訓練装置に設置された制御部のＡＩソフト551の稼働を確認している。稼働している場合、基礎分析値を算出し、そして、得られた運動データの基礎分析値を個人データと時間データとに対照分析している。次いで同基礎分析値を累積しており、累積分析値を算出している。基礎分析値の数値は、前記表2又は前記表4のデータ行の一行である。

累積分析値は施設又は管理者を基準とした場合は前記表2又は前記表4である。個人については図２４のステップ６に詳述した。ついで、個人データの相関のある判定値と累積データの対照分析して、判定基準値を算出している。さらに、専門家の意見を取り入れ、外部PCを利用することにより基準範囲の計算を行うことが出来る。

これらの計算結果を携帯電話表示画面へ出力できる。またクラウド・サーバーへデータの集積を行っている。（ステップ7）は図２４のステップ６と同じである。（ステップ8）でクラウド又はサーバの制御部へ送信するが、AIソフト551が稼働しない、又は送信できない場合はステップ0へ戻る。AIソフト551が稼働する場合はステップ6と同様である。各データを累積したクラウド又はサーバの制御部はシステムの管理のために利用できるとともに、運動者個人の利用が可能であるとともに、運動の管理者や所属又は利用施設単位でもデータ利用が可能である。

図26はAIソフトが判定基準値を求め、求めた判定基準値と実施中の動作データと対比し警報する場合などの手順を示している。

図26の（ステップ１）はセンサ（16、18）から動作データ、そして、時間データ、個人特定データを読み込み、処理ソフトの稼働でデジタルデータへ変換する。（ステップ２）でＡＩソフトが稼働する。（ステップ３）は図24ステップ4記載の基礎分析値と個人特定データを関連づける。

累積して累積分析値を記憶する。（ステップ4）は個人特定データから身体状況の判定値を抽出する。本出願では判定値を介護度としている。（ステップ5）は介護度を分析可能な数値に置き換える際の基準を示している。介護度を判定可能な数値へ次の通り変換する。

介護度の基準である要支援1を7、要支援2を6、要介護1を5、要介護2を4、要介護3を3、要介護4を2、要介護5を1、とそれぞれ置き換える。なお専門家の定めた介護度を判定値にするために数値へ変更しているが、数値へ変更せずに利用することもできる。

（ステップ6）は判定基準値（前後運動距離の平均値、最大値、と最小値、平均速度、又は揺動回数を利用可能）を算出する。算出方法は累積分析値をＳＴＥＰ4の数値でグループ化し、前後運動距離の平均値、最大値、と最小値と平均速度、そして揺動回数を求める。判定基準値にその根拠は運動距離の平均値、最大値、と最小値、平均速度、又は揺動回数のそれぞれが、介護度を数値に置き換えた値と相関していることにある。

判定基準値は前後運動距離の平均値、最大値、と最小値、平均速度、又は揺動回数が利用可能である。（ステップ7）は判定基準値と現在実施中の動作データと対照分析する。その結果により、警報等処理を実施する。判定基準値としての前後運動距離最大値、と最小値は範囲指定として利用が可能であり、望まれる。前後運動距離の平均値と平均速度、又は揺動回数はそのまま判定基準値として利用できる。

動作データから判定基準値までの各データの累積は、判定基準値の確度の向上や、個人個人の利用にあたっての管理に有効であり、継続的に実施する。携帯電話表示画面へ出力、クラウド・サーバーで（判定基準値の専門家による検証）管理・利用（個人・管理者・施設）ができる。専門家へフィードバックすることにより、専門家の作業を省力化できる。専門家の知見を加え変更することも有効である。警報等処理は、判定基準値や判定基準値を基準として定めた専門家の知見を加え定めた数値を超えたらブレーキをかける、同様に負荷をかける、を実施する。また到達しない場合は強制的に動作させるを意味している。

介護度を判定値とできた根拠を以下の相関分析に示す

図25ないし図27に述べた判定基準値を決定する要素としての累積分析値と判定値の相関について研究を行い以下の結果を得た。

非特許文献15の論文では運動距離・平均速度と整理した介護度の間には最大運動距離（ r =. 702, p < .01)、最小運動距離（r = . 608, p < .05)、平均運動距離（r = . 745, p < .01)、平均速度（r = . 664, p < .01)と有意な相関があるとの結果が得られた。

非特許文献16の論文では揺動回数と整理した介護度の間には（r = -.624, p < .01)と有意な相関があるとの結果が得られた。また特許法第３０条第２項の規定の適用を受けようとする特許出願の基礎となる発表は2016年10月29日に開催された第20回バイオフィリアリハビリテーション学会大会における講演である。この講演は非特許文献15の論文の基礎となっている。

この結果から一定の介護度を認定された要介護者は、AIソフトの働きにより、介護度を基礎に各個人の運動を運動距離と平均速度、また揺動回数の推定が可能になり、その数値を外れた運動について管理組織へ警報をすることにより、より安全な機能訓練を在宅などで、一人で実施できるようになる。

図27および図28を説明する。

図27は前後動動作データ分析に関するフローチャートであり、図28は揺動動作データ分析に関するフローチャートであるので、一括して説明する。両図は記述の内前後動動作データと揺動動作データの記載のみ異なっている。

（ステップ１）では身体状況を示す個人特定データ(氏名 生年月日 病歴 判定値（介護度・FIM・BBS-TUG）等 担当者 利用施設又は利用場所）などの個人情報を読み込みと、動作データを読み込み（足の動作の関するデータを受信する検出装置からデータを読み込み、回数検知センサから動作回数を読み込み、運動距離又は角度センサから運動距離又は角度を読み込み）と、時間データを読み込み（時間計測手段から時間を読み込み）を行う。

（ステップ２）と（ステップ３）では前後動又は揺動動作データから時間データに基づき移動距離又は揺動角度と、又は速度又は角速度の平均値と最大値と最小値を算出し、算出した基礎分析値として累積する。個人特定データと対照分析する。前記表1又は前記表3のごとく分析値を利用可能に出力する。基礎分析値を表示画面へ出力する。基礎分析値を累積する。

（ステップ４）では基礎分析値を累積できた場合の対照と分析をおこなう。累積した基礎分析値を分析して累積分析値を計算する。基礎分析値や累積分析値と個人特定データを個人・管理者・施設に対照・分析する。個人特定データうち判定値と比較する。判定値は介護度・FIM・BBS-TUGのごとく専門家の判定に基づく値である。この判定値と相関のある累積分析値を用い判定する。

（ステップ５）では、累積分析値と相関のある判定値と対照、・分析し判定基準値を決定する。この数値が、図23の設定スイッチの数値を決定することが出来るので、安全な運動量を自動指定することが出来る。また、経時的に累積することにより、身体状況を判定できるようになる。さらにクラウド502の数値を専門家が管理PS503で利用することにより、許容範囲を決定できる。

すなわち、安全な運動量の自動指定は専門家の判断を助けることが出来、そして、専門家の判断を加えることにより、データの許容範囲指定などAIソフト551の分析データを高度化できるので、より一層安全に効率的に運動できるようになる。

前記表1と前記表3を示し、その分析の煩瑣さを明らかにしたが、この分析のAIソフトは以下の通りである。

以下に示すAIソフト551は自動計算で表2と表4の各行の値を得る基礎プログラムとなっており、プログラムを示す。

require 'win32ole'
require 'csv'

module Common_function
def chack_folder(save_folder)
if(Dir.exist?(save_folder)==false)
Dir.mkdir(save_folder)
end
end
end

include Common_function
class MyExcel
def initialize(personal_name,filename)
@filename = filename
@directory = Dir.pwd
@collection_folder = "cal_data"
@personal_folder = @collection_folder + personal_name
@save_folder = @personal_folder + "/#{File.basename(@filename,".*")}"
chack_folder(@collection_folder)
chack_folder(@personal_folder)
chack_folder(@save_folder)
@excel = WIN32OLE.new('Excel.Application')
print @directory + filename
@workbook = @excel.workbooks.open(@directory + "/" + filename)
end
def code()
print "Please define code() of singular method in this instance"
end
def run()
code()
end
end

data_folder = "data"
personal_name = "/a"
target_folder = data_folder + personal_name
chack_folder(data_folder)
chack_folder(target_folder)
Dir.glob("#{target_folder}/*").each do |directory_name|
excel = MyExcel.new(personal_name,directory_name)
def excel.code()
begin
num = @workbook.sheets[1].range("A65536").end(3).row
p num
record = []
for record_row in 23..num
pre_record = []
seconds = @workbook.sheets[1].range("B18").value()
points = @workbook.sheets[1].range("B19").value()
interval = seconds.to_f / points.to_f
@workbook.sheets[1].range("A#{record_row}:D#{record_row}").each do |col|
pre_record.push(col.value())
end
record.push(pre_record)
end
#CSV.open(Dir.pwd+"/KMS_yt020506_20110829_1356_1.csv", 'w') do |writer|
# record.each do |row|
# writer << row
# end
#end
@workbook.save()
ensure
@workbook.close()
@excel.quit
end

data = 0
num1 = 0
record_num = []
record_data = []
for num in 2..record.length()-1
pre_data1 = record[num-2][3] - record[num-1][3]
pre_data2 = record[num-1][3] - record[num][3]
if pre_data1 <= 0 && 0 < pre_data2
record_num.push([num1,num-1])
num1 = num
elsif pre_data2 < 0 && 0 < pre_data1
record_num.push([num1,num-1])
num1 = num
end
end

speeds = []
begin
term = 0
print @directory + "/#{@save_folder}/data.csv"
CSV.open(@directory + "/#{@save_folder}/data.csv", 'w') do |writer|
writer << ["distance1","distance2","second","term","speed"]
record_num.each do |row|
row1 = row[0]
row2 = row[1]
data1 = record[row1][3]
data2 = record[row2][3]
second = (row1-row2)*interval
writer << [data1,data2,second,term,(data1-data2)/second]
speeds.push((data1-data2)/second)
term = term + 1
end
end
end

begin
term = 0
CSV.open(@directory +"/#{@save_folder}/calculation_value.csv", 'w') do |write
r|
minus_speeds = speeds.select{|elem| elem < 0 }
plus_speeds = speeds.select{|elem| elem >= 0 }
writer << [@filename]
writer << []
writer << ["plus speed max","plus speed min","plus speed average","plus spee
d standard deviation"]
writer << [plus_speeds.max(),plus_speeds.min(),plus_speeds.inject(0.0){|r,i|
r+=i }/plus_speeds.size,Math::sqrt(plus_speeds.inject(0){|x,y| x+y*y}/plus_spee
ds.length-(plus_speeds.inject(0){|x,y| x+y}/plus_speeds.length)**2)]
writer << ["minus speed max","minus speed min","minus speed average","minus
speed standard deviation"]
writer << [minus_speeds.min().abs(),minus_speeds.max().abs(),(minus_speeds.i
nject(0.0){|r,i| r+=i }/minus_speeds.size).abs(),Math::sqrt(minus_speeds.inject(
0){|x,y| x+y*y}/minus_speeds.length-(minus_speeds.inject(0){|x,y| x+y}/minus_spe
eds.length)**2)]
end
end
end

excel.run()
end

上記プログラムは前記表2又は前記表4の結果を運動実施ごとに求めるものとなっている。AIソフトは日々進歩しており、これ以外にも 非特許文献１6に示す書籍からも類似のプログラムを構成することが可能である。

AIソフト551は一定時期の特定施設の利用者の表作成、表2又は前記表4の自動作成や特定者の1か月間の運動データを、自動的に計算する仕組みに発展する。

すなわち本特許の中心はAIソフトを用いて、表1と表3に関し、表2と表4を研究者や利用者が時間を割いて計算し作成しないで済むという機能を持つ

非特許文献15と非特許文献16は研究成果から判定値を相関が見られた介護度とし、得られた判定基準値を前後方向距離（最大値、平均値、と最小値）と平均回数、さらに揺動平均回数としたが、今後研究やデータの集積が進むに従い他の判定値に対する相関が確認されうる。その場合は他の判定値も利用可能であり、また揺動に関しては角速度も判定基準値になる可能性を持っている。

すなわち今後のデータの集積が、新たな判定値と判定基準値を可能にする。 本発明では評価した介護度について示したが、今後クラウド502にデータ集積が進むに従い。FIM（機能的自立度評価表）や各種歩行評価法(1例：Berg Balance Scale・BBS TUG 10m歩行テスト)で身体状況に最適な運動を定めることが出来ると思われる。すなわち本特許では基準を介護度としたが、相関が確認された基準に対して運動量を定めることが出来る。脳機能活性化も判定値として利用可能性を持っている。

通信システム501は、WiFi、ブルーツース、シグフォックス、Xbeeなどを用いる。WiFiはIEEE 802.11a からIEEE 802.11acなどの規格を用いており、利用できればなんでもよいが通信範囲内にインターネットに接続されたルータが必要になる。ブルーツース、シグフォックス、Xbeeは商品規格であり、通信できればなんでもよい。本発明ではブルーツースを用いている

ブルーツース501Aは接続される例えば携帯電話501Bなどが必要となる。携帯電話501BにはAIソフトが配置されている。AIソフトは携帯電話501B所有者の月次の運動状況表やグラフを表示する。

通信システム501で、シグフォックスの場合はOUTPUT2で直接データをクラウド・サーバー502送信し、WiFiの場合は表示しないが無線ルータとインターネットを介し、データを収納するクラウド・サーバー502へCSVへ変換済み又は未変換データ又はAIソフト551搭載の場合は自動計算結果を送信する。

図29から図31を説明する。

図29は、特許文献で示した運動器の参考図である。データ出力・表示装置91は図23の外部出力装置91である。接触センサ407は実施例４の接触センサ407a,407b,407c,407dである。

図30は揺動運動器を用いた上肢の創動運動の参考図である。

図31は前後動運動器を用いた上肢の創動運動の参考図である。

以上、本発明の実施の形態を詳述したが、本発明は、前記実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。

なお、この明細書においては、身体機能訓練装置の前後および左右方向は、身体機能訓練装置を使用する患者の前後および左右方向と同じ向きに設定されている。

制御部に配置した人工知能・機械学習（AIソフト）の機能により、障害のある手又は足を同時に同方向に動かす（創動運動）を在宅で安全に利用できるようになると共に、運動の継続が容易になる。また運動データの整理を自動化でき、最適運動回数の特定や運動状況の管理が容易になるとともに、専門家の省力化を実現できる。

２０ 制御部
３２０ 制御部
４２９ 制御部
5２１ 記憶部
16 距離検知センサ
18 回数検知センサ
17 ブレーキ（ブレーキ装置）
19 モーター（負荷装置、駆動装置）
９１ 外部出力装置
９２ OUTPUT1 （９２a及び9２b）
９３ OUTPUT2
９４ OUTPUT3
９5 OUTPUT4
５０１ 通信システム
５０２ クラウド・データベース
５５０ 処理ソフト
５５１ 機械学習・人工知能（AIソフト）
１ 運動板

Claims (15)

1. 上肢又は下肢の動作に関するデータを受信する検出装置と、
   検出装置が受信した動作データを分析可能な制御部と、
   前記制御部に個人特定データと、収集した前記動作データと、前記動作データを収集した
   実施時間の時間データと、を記録する記録手段と、
   を備えている身体機能訓練装置。
2. 制御部は、時間データに対応づけられた動作データを分析可能である請求項1に記載の身体機能訓練装置。
3. 制御部は分析した動作データを、時間データに対応付けて、個人特定データとして記憶手
   段に記憶する請求項1又は請求項2のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
4. 前記動作データには回数検知センサーから収集した回数データが含まれ、
   制御部は前記距離データと時間計測手段が受信した前記時間データに基づき、
   距離又は角度又は回数又は速度又は角速度それぞれの平均値と最大値と最小値を算出し、
   又は距離と回数と速度又は角度と角速度のそれぞれの平均値と最大値と最小値を算出し、
   算出した数値を基礎分析値としていることを特徴とする請求項1から請求項3のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
5. 前記動作データには距離検知センサから収集した距離を示す距離データが含まれ、
   制御部は前記距離データと時間計測手段が受信した前記時間データに基づき、
   回数又は距離又は速度のそれぞれ値の平均値と最大値と最小値を算出し、
   又は、回数と距離と速度のそれぞれ値の平均値と最大値と最小値を算出し、
   算出した数値を基礎分析値としていることを特徴とする請求項1から請求項4のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
6. 前記動作データには任意の個数の接触センサから収集したそれぞれの接触センサへの手又は足の接触の状況を示す接触データが含まれ、
   制御部は前記接触データと時間計測手段が受信した前記時間データ対応させ接触状況を累積記憶しており、接触センサが最大数で接触した時間データの対応する動作データの値を接触値としていることを特徴とする請求項1から請求項4のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
7. 制御部は動作データを受信するごとに基礎分析値を算出し、累積し、
   平均値と最大値と最小値を算出し、
   算出した数値を累積分析値とする請求項4から請求項6のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
8. 制御部は記憶手段に記憶された個人特定データと累積分析値を対照し分析し、判定基準値を算出する請求項7に記載の身体機能訓練装置。
9. 制御部は、実施時の前記動作データ又は前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合は警報することを特徴とする請求項7又は請求項8に記載の身体機能訓練装置。
10. 制御部は、実施時の前記動作データ又は前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は警報することを特徴とする請求項7又は請求項8に記載の身体機能訓練装置。
11. 実施時の前記接触値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は警報することを特徴とする請求項7又は請求項8に記載の身体機能訓練装置。
12. 上肢又は下肢で創動運動可能な運動板を備えていることを特徴とする請求項7から請求項11のいずれか１項に記載の身体機能訓練装置。
13. 実施時の前記動作データ又は前記基礎分析値が、前記判定基準値を超えている場合
    又は異なっている場合、又は前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合、
    又は前記接触値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合は、
    制御部が、前記運動板を駆動させることを特徴とする請求項12に記載の身体機能訓練装置。
14. 実施時の前記動作データ又は前記基礎分析値が、前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合、
    又は前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合、
    又は前記接触値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合には、
    制御部が、前記運動板に負荷をかけることを特徴とする請求項12に記載の身体機能訓練装置。
15. 前記基礎分析値が前記判定基準値を超えている場合又は異なっている場合、
    又は前記基礎分析値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合、
    又は前記接触値が前記判定基準値を基礎に定めた範囲から異なっている場合には、
    制御部が、上肢又は下肢の同時に同方向の動作が可能な運動板にブレーキを掛けることを特徴とする請求項12に記載
    の身体機能訓練装置。