(Microsoft Word - \217C\230__\214I\214\ doc)

平成

19

年度

修士論文

回生

回生

回生

回生エネルギ

エネルギ

エネルギを

エネルギ

を

を

を利用

利用

利用

利用した

した

した

した

インテリジェント

インテリジェント

インテリジェント

インテリジェント短下肢装具

短下肢装具

短下肢装具の

短下肢装具

の

の

の開発

開発

開発

開発

- A study for Intelligent Ankle-foot Orthosis using the Regeneration Energy -

指導教員

井上喜雄

教授

副指導教員

芝田京子

准教授

高知工科大学大学院工学研究科

基盤工学専攻博士課程（前期）

知能機械システム工学コース

1105213

栗

原

正

嗣

－

－

－

－

目次

目次

目次

目次

－

－

－

－

1 1 1 1章章 緒言章章 緒言緒言緒言···2 2 2 2 2_{章章 AFO章章} AFOAFOAFO_{とと片麻痺歩行とと片麻痺歩行片麻痺歩行片麻痺歩行} 2.1 片麻痺歩行 ···3 2.2 _{AFO の機能···4} 2.3 AFO の問題点···6 3 3 3 3_{章章 インテリジェント章章 インテリジェントインテリジェントインテリジェント AFO}AFOAFOAFO_{のののの概要概要概要 概要} 3.1 足関節継手つき AFO···7 3.2 _{制動モーメントを発生させる機構···8} 3.3 エネルギ回生機構 ···9 3.4 歩行状態センシング用センサ··· 11 3.5 _{制御用コントローラ ···12} 3.6 計測制御用ソフトウェア ···13 ４ ４ ４ ４章章章 健常者章 健常者健常者健常者によるによるによるによる歩行実験歩行実験歩行実験歩行実験 4.1 実験概要 ···16 4.2 _{実験条件 ···19} 4.3 実験結果 ···21 4.4 _{実験考察 ···22} 4.5 比較考察 ···23 5 5 5 5_{章章 結言章章 結言結言結言···24} 参考文献 参考文献 参考文献 参考文献 ···25 謝辞 謝辞 謝辞 謝辞 ···26

1

1

1

1

章

章

章

章

緒言

緒言

緒言

緒言

脳卒中障害等による片麻痺患者の多くは歩行改善を目的として短下肢装具 (Ankle-foot orthosis 以下 AFO) を用いており，装具の使用によって歩行が改善されることは臨床上よ く知られている1)_{．現在では安価，軽量などの点から一般的にプラスティック製の靴べら型} AFO(Fig.1)が多く利用されている．しかし耐久性などの問題から剛性が歩行補助に適した 可撓性を上回る傾向にあり，なめらかな歩行を妨げる原因にもなりうる． それらを解決す るために様々な AFO が研究開発されている2)-4)_． AFO の役割は麻痺によって失われた筋力の補助，異常状態の抑制，間接的な足関節の制 御である．特に重要な役割は歩行中の足関節周りで底背屈筋が発生させる制動モーメント の補助である．健常歩行では足関節周辺の底屈筋と背屈筋が交互に活動し足関節に適切な 制動モーメントをかけることでなめらかな歩行を実現させている，よって自然な歩行を実 現させるためには歩行状態に合わせて足関節に適切な制動モーメントを発生させる必要が ある．適切な制動モーメントを発生させることで歩行が改善されることは赤澤氏らによっ て示されている2)_． 高機能な AFO を実現するためにウェアラブル機器を用いた AFO が開発されている3)4)5)． しかしながら日常的に使用される装具にウェアラブル機器を用いた場合，消費電力が大き な問題になってくる．そこで、本研究では DC モータを用いることで歩行状態に応じて減 衰定数をセミアクティブに変化させると同時に，モータで発生した電気エネルギを回生し 総合的なエネルギ消費を抑える手法を提案する． また，本研究では患者が健常者の様に自然な歩行を行なう事が可能な AFO の開発を目的 とし，変化する制動力の制御パターンを複数用意し，これらの実験を行なう事により AFO 装着時の患者の歩行改善，自然な歩行に適した制御パターンを導き出す．

2

2

2

2

章

章

章

章

AFO

AFO

AFO

AFO

と

と片麻痺歩行

と

と

片麻痺歩行

片麻痺歩行

片麻痺歩行

この章では片麻痺患者の症例や，それによる異常歩行（片麻痺歩行）について述べる． またこれらの患者が一般的に利用する AFO について，その機能と必要性，及び問題点につ いて述べる． 2.1 2.1 2.1 2.1 _{片麻痺歩行片麻痺歩行片麻痺歩行 片麻痺歩行} 片麻痺歩行とは片麻痺患者に認められる歩行のことである． 片麻痺患者とは脳腫瘍，脳挫傷，脳梗塞などによって身体半分を麻痺した症状を持つ患 者のことである．片麻痺患者の症状には身体的障害だけでなく知的障害へも及び．身体的 障害としては麻痺による不随や神経の異常伝達による筋緊張や腱反射などが発生する，知 的障害としては記憶力の低下や失語症などの言語障害などが発生する．麻痺は発症後行う 歩行リハビリなどによってある程度回復するが健常状態まで回復する例はほとんどなく， 発症後１年を経過すると身体的な回復はほとんど見られなくなる． 片麻痺歩行には健常者の歩行パターンにはみられない様々な異常歩行パターンが存在す る．これは現在行われている歩行リハビリでは健常歩行に近づけることが目的ではなく， 患者にとって歩きやすい歩行パターンを習得させることを目的としているためである．そ の結果，片麻痺歩行と言ってもその歩行パターンは様々なパターンをみせることになる． 代表的な例として歩行失行にみられるすくみ足歩行，パーキンソン症候群にみられる前方 突進歩行，片麻痺のぶん回し歩行，痙性麻痺の挟み込み歩行などがあげられる1）_{．歩行にお} いて下肢関節で最も大きな影響を与えるのは足関節であり，片麻痺患者には内反，尖足， 下垂足などの異常が足関節には多く見られる．その影響は歩行における足底の接床パター ンでみることが出来る．Fig.2-1 は触覚画像システムを用いて健常者と片麻痺患者の裸足で の接床パターンを記録したものである．a）は健常者，ｂ）は 45 歳，男性，脳卒中による 左片麻痺，発症より 7 ヶ月の患者を表している．それぞれについてサンプリング周波数 30Hz で記録した画像を踵接地から爪先離床までのパターンを連番表示したものである1)_． Fig.2-1 から分かるように健常者の歩行パターンは踵から接床し，その後第５中足骨骨頭 より順次第１中足骨骨頭まで接床し，全足底がほぼ着床後踵が浮き上がり，母趾へ抜けて ゆくパターンが一般的によくしられている．しかし片麻痺歩行の１例として，小趾球部分 より着床がはじまり足底外側部から踵，母趾球部分へと着床が進み，最後の離床部位は小 趾球寄りになるパターンが認められている．片麻痺歩行では接床パターンにおいて健常歩 行のように踵から接床するケースではなく，尖足や下垂足の影響によりつま先から先に接 床するパターンがみられる．これは片麻痺患者の多くは底屈筋の活動が背屈筋の活動に比 べ活発な状態にあることにも起因している．

a） b） Fig.2-1 Floor contact patterns

[出典，参考文献 1)，p26 ]

2.2 2.2 2.2

2.2 AFOAFOAFOAFOのののの機能機能機能 機能 AFO は歩行改善を目的として用いられており，主な役割は足関節周りの底背屈筋が発生 させる制動モーメントの補助である．AFO には様々な種類が作成されており，患者の症状 や時期に合わせて医師や理学療法士によって処方される．しかし，片麻痺歩行は個々人に より症状が様々であり，処方するにあたって明確な指標がないために常に適切な装具が処 方されているとは言いがたい．そのために患者は AFO にあわせた歩行を強いられることに なる． 現在，最も一般的に使用されている AFO としてプラスティック製の靴べら型 AFO があ げられる（Fig.1-1）．この他に前面支柱型や Saga プラスティック型，ヘミスパイラル型， スパイラル型などがある．特徴と外観(Fig.2-2)を下記に示す．

（a） （b） （c） （d） （e）

Fig.2-2 Several AFO

[出典，参考文献 1），p60-64 より] （a）後方支柱型 AFO 最も普及しているプラスティック AFO． 他の AFO に比べ，底背屈方向および内がえし・外がえし方向に対して硬い． （b）前面支柱型 AFO 底屈方向よりも背屈方向の変形に対して硬い． （c）Saga プラスティック 底背屈の両方向に対して等しい可撓性を示す．足関節角度と制動モーメントの関係が 線形に近い （d）ヘミスパイラル型 AFO 底屈方向には比較的硬く，背屈方向には柔らかい． （e）スパイラル型 AFO 底背屈両方向に柔らかい．下腿の運動のコントロールが容易であると言われている． 片麻痺歩行の中で最も危険が伴うのは踵接地時である．健常歩行の場合，踵接地時には 踵を回転中心とした適切な底背屈制動モーメントが発生することでなめらかな歩行を行っ ている．しかし片麻痺歩行の場合適切な底背屈制動モーメントを発生できずに様々な症状 が出てくることが多い．踵接地時に底背屈制動モーメントが不足する場合は足関節が急激 に底屈することによって膝関節の過伸展が起こり，立脚期中は常に膝関節を伸展したまま の歩行になってしまう．また遊脚期には下垂足が発生することで躓く危険性がある．逆に 底背屈制動モーメントが過剰な場合は足関節が底屈しないために下腿の前傾を起こし，膝 折れなどが発生し転倒の危険性がある．遊脚期では問題はないが立脚期では一般的に背屈 筋が優位にあるため身体が前に進むのを妨げられることになる． AFO の機能は接地時に適切な制動モーメントを発生させることであり，上記の点から遊 脚期には下垂足の発生を妨げるために制動モーメントを大きくし，立脚期では一般的に背 屈モーメントの方が大きいのでこれを助長しないようモーメントを小さくしなければなら ない．

2.3 2.3 2.3

2.3 _AFOAFOAFOAFO_{のののの問題点問題点問題点 問題点}

従来の装具（Fig.1-1）などの場合には足首の角度が固定されるなど自由な動きが制限さ れるのが一般的である．したがって歩行時にはバランスが崩れ，身体各部に大きな負担を 強いるとともに，不安定な姿勢をすることになる．また，歩行中の底背屈制動モーメント の値を設定することや歩行の状態にあわせて変化させることが出来ず，そのため患者は AFOに歩行を強いられることになる．

3

3

3

3

章

章

章

章

インテリジェント

インテリジェント

インテリジェント

インテリジェント

AFO

AFO

AFO

AFO

の

の概要

の

の

概要

概要

概要

前章では歩行においての底背屈制動モーメントの重要性と AFO において重要な機能が歩 行状態にあわせた適切な制動モーメントを発生させることであると述べた．そこで患者の 歩行状態をセンシングし，歩行に合わせた底背屈制動モーメントを発生させることの可能 なインテリジェント AFO が有効だと考えられる．よって底背屈制動モーメントを歩行に合 わせて可変可能なインテリジェント AFO を開発した4)_． 本章では本研究で使用するインテリジェント AFO について述べる． 3.1 3.1 3.1

3.1 足関節継手足関節継手足関節継手つき足関節継手つきつきつき AFOAFOAFOAFO

AFO 本体は一般的なプラスティック製の AFO に足関節継手を取り付けたものである． これによって装具単体では足関節周りを自由に回転することが出来る．Fig.3-1 に DC モー タとコントローラを取り付けた状態の外観を示す．

a) Side view b) Front view

3.2 3.2 3.2 3.2 _{制動制動制動モーメント制動モーメントモーメントモーメントをを発生をを発生発生発生させるさせるさせる機構させる機構機構機構} 本研究で使用する AFO ではふくらはぎ部に取り付けられた DC モータが足関節の底背屈 運動に伴い増速機を介して受動的に回転する構造になっており，電磁ブレーキをかけるこ とで足関節の制動モーメントを得る．これはパッシブなものの特性を変化させるセミアク ティブ制御である． 制動モーメントを発生させる機構は，大別するとアクチュエータを使ってアクティブ（能 動的）に制動力を発生させるものとバネやダンパのようにパッシブ（受動的）に制動力を 発生させるものに分けられる．セミアクティブ制御はこの二つの中間にあたる．セミアク ティブ制御を用いた理由はアクティブに制動力を発生させた場合，効果的な補助が期待で きるが消費電力が大きくなる事が考えられる．その結果，バッテリーなどが大型化し，日 常的に利用される装具には不適切であると考えられるからである．その点セミアクティブ 制御の場合，ダンパの粘性係数を変化させることによって少ない消費エネルギでも特性を 大きく変化させることが可能である． 3.2.1 3.2.1 3.2.1 3.2.1 _DCDCDCDC_{モータモータのモータモータの制動機のの制動機制動機としての制動機としてのとしてのとしての特性特性特性 特性} DC モータは回転に伴い回転速度に比例した逆起電力

E

iが発生する．

E

iは次式で表され る．

ω

=

e i

K

E

（3.1） （

K

iは逆起電力定数であり，モータに依存する定数である） このとき端子間に負荷が接続されていればコイル（チョッパ回路：後述）に電気子電流

I

が 流れ制動モーメントが発生する．制動モーメントは次式で表される． i T

I

K

M =

_（3.2） （

K

Tは逆起電力定数であり，モータに依存する定数である） これにより

I

iを変化させることで制動モーメントを変化させることが可能であることがわ かる．また，端子間にかかる抵抗

R

_{が一定の値だと仮定するとオームの法則（3.1）（3.2）} より次式が成り立つ． ω = R K M_e （3.3） （

K

は逆起電力定数

K

i，

K

Tをまとめた値である） （3.3）式より減衰定数 C は次式で表される．

R

K

C =

（3.4）

よって，負荷

R

が一定の場合，DC モータは速度に比例した制動モーメントを発生させる制 動機であるとみなすことが可能であり，負荷

R

_{を制御することでセミアクティブに制動力} を制御可能となる． 3.3 3.3 3.3 3.3 エネルギエネルギエネルギ回生エネルギ回生回生回生機構機構機構 機構 本研究では DC モータを制動機および発電機として使用する．このとき DC モータと昇 圧チョッパを用いることにより足関節回りの制動モーメントを可変することができ，その 運動エネルギを電気エネルギとしてバッテリに回生可能となる．チョッパとは直流電圧を 任意の大きさに変換する変換機である．本研究ではモータが発生する逆起電力をバッテリ 電圧以上に昇圧するため用いている．また昇圧チョッパ回路に四象限チョッパ回路 （Fig.3-2）を用いることでモータの正転逆転両方に対応し，足関節が底屈・背屈どちらの 動作をしても回生することが可能である．

Fig.3-2 Step-up chopper circuit １

3.3.1 3.3.1 3.3.1 3.3.1 昇圧昇圧昇圧昇圧チョッパチョッパチョッパ基本原理チョッパ基本原理基本原理基本原理 チョッパとは直流電圧を任意の大きさの直流電圧に変換する変換器である．スイッチン グ素子を用いて高速に連続スイッチングを行い，on 時間

T

onと off 時間

T

off の比を制御

（PWM 制御）することで負荷にかかる平均電圧を制御することができる．この比をデュー ティ比

d

と呼び 0～1 の間で変化する．デューティ比

d

は次式で表される． off on on

T

T

T

d

+

=

（3.5） チョッパには元の電圧よりも低い電圧を発生させる降圧チョッパと，高い電圧を発生させ る昇圧チョッパがあり，本研究ではモータが発生する逆起電力をバッテリ電圧以上に昇圧 する必要があるため昇圧チョッパを用いている．以下，その基本原理について説明する． 昇圧チョッパはインダクタンスを利用し，インダクタンスに蓄えられたエネルギをスイ ッチングにより蓄積と放出を制御し昇圧するものである．Fig.3-3 に回路図を示す．Fig.3-3

においてスイッチ

Q

_{が on の時，電流}

i

_{1が流れインダクタンス}L_{にエネルギが蓄えられる．}

Q

_{が off のときには蓄えられたエネルギが負荷側に放出される．この電流は減衰電流なので} インダクタンスには電源電圧と同じ極性の誘導起電力が発生し，コンデンサ C を充電し負 荷電圧を上昇させる．このときL _{が充分大きければ}

i

₁，

i

₂は一定の値

I

_iとみなすことがで きる．蓄えられたエネルギと負荷に放出されるエネルギが等しいとすると次式を得る． off i 1 2 on i 1

I

T

(

E

E

)

I

T

E

=

−

（3.6） （3.6）式にデューティ比

d

を使って表すと次式が導かれる． 1 2 E d 1 1 E − = （3.7） （3.7）式より出力電圧E2を入力電圧E1より大きくすることが可能であることがわかる． また，負荷電流

i

2の平均値

I

2は，

I

1が

T

off期間だけ負荷回路に流れるので次式で表される． 1 2

(

1

d

)

I

I

=

−

（3.8） これらより入出力の関係はデューティ比

d

によって自由に変化させることが可能であるこ とがわかる．また（3.7）（3.8）式より 2 2 1 1

I

E

I

E

=

（3.9） が導かれる．これより理想的なチョッパ回路の場合，入力と出力の電力は等しくなること がわかる．実際の回路はインダクタンスやスイッチング素子による損失や，チョッパ周期 などによって効率が低下することを考慮しなければならない．

Q

D

1

E

L

C

R

E

2 2

i

1

i

3. 3. 3. 3.4444 _{歩行状態歩行状態歩行状態センシング歩行状態センシング用センシングセンシング用用用センサセンサセンサ センサ} 立脚機初期に適切な制動モーメントを発生させるためには患者の足底接地状態を知る必 要性がある．方法としては足部の加速度や速度の差異から遊脚期と立脚期を知る方法，足 底面の接地状態を感圧センサで検出する方法の二通りが考えられる．本研究では単純で安 価な点から後者を採用している．感圧センサはより多くの情報を得るために On/Off スイッ チではなく圧力センサを用いている．圧力センサ（A201-25：ニッタ株式会社 製，Fig.3-4） は踵と爪先（親指の付け根）の二カ所に取り付けた（Fig.3-5）．ノイズの影響を小さくする ため圧力センサをスポンジとゴム板で挟み込む構造にした（Fig.3-6）．これにより簡易的に 歩行状態を判断することが可能である． 足関節の情報は下垂足や過伸展などを知ることができ有用である．そのため足関節角度 検出用にポテンショメータ（VP12，5kΩ：JAPAN SERVO 製）を足関節継手の回転中心に 一致するように取り付けた（Fig.3-7）．

Fig.3-4 Pressure sensor _{Fig.3-5 Location of pressure sensor}

Hard rubber Soft rubber

Bottom of AFO

Floor

Pressure sensor

_{Fig.3-6 Structure Fig.3-7 Potentiometer} Pressure sensor

3. 3. 3. 3.5555 _{制御用制御用制御用コントローラ制御用コントローラコントローラコントローラ} コントローラはマイクロコントローラである PIC16F876（Microchip 社）を中心に構成さ れておりセンサ値の取得や制動モーメントの可変制御を行う．現在は基礎的な実験を行う ため RS232C を使って PC と通信し，データ計測および制御を行っている．PC 側のソフト は Microsoft Visual Basic 6.0 を使って作成しており 100Hz でデータの取得，および制動モ ーメントを可変可能である．Fig.3-8 にシステム概要を示す． ] Microsoft Visual Basic 6.0 PC Controller A/D Converter Communication function Braking control Sensor signal Brake RS232C AFO AFO system

3.6 3.6 3.6 3.6 _{計測制御用計測制御用計測制御用ソフトウェア計測制御用ソフトウェアソフトウェアソフトウェア} Fig.3-9 に計測制御用ソフトウェアの起動画面を示す．モータの粘性係数の変更，データ のグラフ化を行う．動作環境としては RS232C を搭載した Windows マシンであれば動作す る．CPU の性能が低い場合，データ落ちが発生するためサンプリング速度が制限される．

Fig.3-10 _{にコントローラの全体図を示す．a）はコントローラ基板の表面，b）は裏面であ} る．各部の名称と説明を以下に示す．

①ICSP（In Circuit Serial Programming）コネクタ

PIC へのプログラム書き込み用コネクタ．PIC ライタと専用コネクタで接続することに よりオンボード状態で PIC への書き込みが可能． ②DC/DC Converter(BSI-3.3S2R0M) 圧力センサのブリッジ電圧発生用． ③PIC16F876 CPU，メモリ，I/O ポートを搭載したワンチップマイコン．センサ情報の A/D 変換，PC との通信，その他 I/O 制御を行う． ④昇圧チョッパ用トロイダルコイル（TC50-2，50uF） ⑤バッテリ 電源供給用およびエネルギ回生用 8.4V．170mA．充電は 17mA で 16 時間． ⑥DC モータコネクタ DC モータの端子と接続する． ⑦ポテンショメータ用アンプのゲイン調節用つまみ 現在のゲインは約 2.5 ⑧LCD コネクタ 小型 LCD 用のコネクタ．接続すると現在のコントローラの状態を表示する． ⑨RS232C 用コネクタ PC との通信用コネクタ．入出力は TLL レベルなのでレベル変換基板を通して PC の RS232Cと接続する． ⑩ポテンショメータ用コネクタ ⑪圧力センサ用コネクタ ⑫圧力センサ用アンプのゲイン調節用つまみ ⑬ブリッジ電圧調節用つまみ ブリッジ電圧は 2V． ⑭昇圧チョッパ用スイッチング FET（2SK447） ⑮圧力センサ用アンプ（AD623） ⑯ポテンショメータ用アンプ（AD8544）

a) Top layer

b) Bottom layer

Fig.3-10 _{Schematic of controller} 14 15 16 5 1 2 3 4 6 8 9 11 13 12 ₇ 10

４

４

４

４章

章

章

章

健常者

健常者

健常者

健常者による

による

による歩行実験

による

歩行実験

歩行実験

歩行実験

前章（3.2.1DC モータの制動機としての特性）では DC モータが回転速度，電機子電流に よって粘性係数を変化させられると述べた． この章では歩行状態に応じた粘性係数の変化を行ない，歩行時の足関節角度を検出する． その結果と考察について述べる． 4.1 4.1 4.1 4.1 実験実験実験概要実験概要概要概要 このインテリジェント AFO は昇圧チョッパを用いることによりモータの発電電圧が低い 場合においても確実にバッテリを充電することができ，PWM 制御によってデューティ比を 変化させることによって制動モーメントを変化させることも可能となる． 本章では歩行時に行なう制動力の制御パターンを複数用意し，各パターンでの歩行実験 を行なった．また，計測した足関節角度データと健常者の歩行時データとの比較を行なう． 比較は歩行１周期分で行い，１周期とは足が接地した瞬間から蹴りだしを経て次に地面に 接地するまでの間とする． 4.1.1 4.1.1 4.1.1 4.1.1 _{健常者健常者健常者健常者のののの歩行歩行時歩行歩行時時時データデータデータ測定データ測定測定測定} AFO の有効性を検討する為，比較用の健常者の歩行時の足角度データを測定する．また， データは AFO 装着時と非装着時の条件で測定する． この時，DC モータの制動力は発生さ せない状態で行う． 4.1.2 4.1.2 4.1.2 4.1.2 _{測定方法測定方法測定方法測定方法} AFO 非装着時は３軸角度センサ 3DM-GX1(クレアクト･インターナショナル製:Fig.4-1)， 装着時は AFO 足関節部のポテンショメータ(Fig.4-2)を用いて測定を行なう．センサは Fig4-1の様に取りつけ装着した状態で歩行実験を行い，角度変化を測定する．

4.1.3 4.1.3 4.1.3 4.1.3 _{測定結果測定結果測定結果測定結果} 各条件における歩行時の足関節の変化を Fig.4-3 に示す． -40 -30 -20 -10 0 10 20 30 40 50 60 70 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 T im e ( s ) T im e ( s ) T im e ( s ) T im e ( s ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) a)3DM-GX1 -8 -6 -4 -2 0 2 4 6 8 10 12 0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 T im e ( s) T im e ( s) T im e ( s) T im e ( s) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) b) Potentiometer

Fig.4-3 Ankle angle of healthy individual

4.1. 4.1. 4.1. 4.1.4444 考察考察考察考察 上記の結果は直立時の足関節角度を０とし，歩行時の足関節角度を測定した物である． この結果を比較すると変化した関節角度の波形は似た波形を示しているが，変化した角度 の値に大きく差があることが確認できる．これは，AFO 自体の機械的な損失があるためだ と考えられる． 本研究では比較対象が AFO を装着し歩行実験を行なったデータである事，足角度変化の 波形が似ている事を考慮し，実験データと比較する健常者の歩行データは AFO を用いて測 定した値を使用する．

4.1.5 4.1.5 4.1.5 4.1.5 _{比較検証用比較検証用比較検証用比較検証用データデータデータデータ} 実験結果比較用データを Fig.4-4 に示す．データの測定方法としては AFO を装着した状 態で健常者による片麻痺歩行の模倣を行い，足関節角度変位を測定した． -5 -5-5 -5 0 0 0 0 5 5 5 5 10 1010 10 15 1515 15 20 2020 20 0 0 0 0 0 .10 .10 .10 .1 0 .20 .20 .20 .2 0 .30 .30 .30 .3 0 .40 .40 .40 .4 0 .50 .50 .50 .5 0 .60 .60 .60 .6 0 .70 .70 .70 .7 0 .80 .80 .80 .8 0 .90 .90 .90 .9 1111 1 .11 .11 .11 .1 1 .21 .21 .21 .2 1 .31 .31 .31 .3 1 .41 .41 .41 .4 T im e(s) T im e(s) T im e(s) T im e(s) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) A n k le a n g le (d e g ) Fig.4-4 Ankle angle of Hemiplegia

4.1.6 4.1.6 4.1.6 4.1.6 _{考察考察考察考察} 上記の結果は歩行１周期分の足角度変位を測定した物であり，データは立脚期の初期か ら遊脚期が終わるまでのデータを測定している．図中の縦線が立脚期と遊脚期の境界を示 している．このデータから立脚期初期と後期の角度変位の傾きの違いが分かる．この事か ら滑らかな歩行を実現する為には立脚期初期，後期で制動力を変化させる必要があると考 えられる．

4.2 4.2 4.2 4.2 _{実験実験実験条件実験条件条件条件} 足裏に設置された圧力センサの値が閾値以上をとった場合を立脚期と判断し，センサの 値がそれ以下の場合遊脚期と判断する．また，踵部のセンサのみが反応している場合を立 脚期初期と判断する． 実験条件としては，足が地面から浮いた状態である立脚期には下垂足を防止しなければ ならないので制動力を大きく，地面に接地している立脚期には足関節の角度変位を阻害し ないよう制動力を小さく設定する．今回，遊脚期の制動力は全ての条件で同じ値を設定し， 立脚期の制御の違いにより滑らかな歩行が実現できているかを比較する． 下記に歩行１周期分の提案する各制御パターンを記す（Fig.4-5）． 条件Ⅰ： 遊脚期には下垂足を防止する為にd_{の値を大きく 0.8 に設定する．} 立脚期には足関節の動きを阻害しないようにd_{を小さく 0.2 に設定する．} (Fig.4-6(a)) 条件Ⅱ： 条件Ⅰの場合，遊脚期から立脚期に移行した際，急激に足関節にかかる制動力が 減少する事で歩行に悪影響を与える事が考えられる．これを防止する為に，立脚 期初期でのd_{の値を 0.5 に設定する．} (Fig.4-6(b)) 条件Ⅲ：立脚期におけるd_{の変化を足裏にかかる圧力に反比例して変化するよう設定する．} (Fig.4-6(c))

Fig.4-5 Control requirement

0 20 40 60 80 100 120 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120 p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r 0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o a) Pattem1 0 20 40 60 80 100 120 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120 p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r 0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o b) Pattem2 0 20 40 60 80 100 120 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120 p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r p re s s u re s e n s o r 0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o d u ty r a ti o c) Pattem3

4.34.34.34.3 _{実験実験実験結果実験結果結果結果} 各条件で歩行実験を行った場合の足関節角度とデューティ比の関係を Fig.4-7 に示す． 0 00 0 0.1 0.10.1 0.10.2 0.20.2 0.2 0.3 0.30.3 0.3 0.4 0.40.4 0.4 0.5 0.50.5 0.5 0.6 0.60.6 0.6 0.7 0.70.7 0.7 0.8 0.80.8 0.8 0.9 0.90.9 0.9 0 00 0 0.20.20.20.2 0.40.40.40.4 0.60.60.60.6 0.80.80.80.8 1111 1.21.21.21.2 1.41.41.41.4 1.61.61.61.6 1.81.81.81.8 Time(s) Time(s) Time(s) Time(s) du ty r at io du ty r at io du ty r at io du ty r at io -2 -2 -2 -2 0 00 0 2 22 2 4 44 4 6 66 6 8 88 8 10 10 10 10 an gl e( de g) an gl e( de g) an gl e( de g) an gl e( de g) a) Pattem1 0000 0.1 0.10.1 0.1 0.2 0.20.2 0.2 0.3 0.30.3 0.3 0.4 0.40.4 0.4 0.5 0.50.5 0.5 0.6 0.60.6 0.6 0.7 0.70.7 0.7 0.8 0.80.8 0.8 0.9 0.90.9 0.9 0000 0.20.20.20.2 0.40.40.40.4 0.60.60.60.6 0.80.80.80.8 1111 1.21.21.21.2 1.41.41.41.4 1.61.61.61.6 1.81.81.81.8 Tim e(s) Tim e(s)Tim e(s) Tim e(s) du ty r at io du ty r at io du ty r at io du ty r at io 0000 2222 4444 6666 8888 10 1010 10 12 1212 12 14 1414 14 16 1616 16 18 1818 18 A nk le a ng le (d eg ) A nk le a ng le (d eg ) A nk le a ng le (d eg ) A nk le a ng le (d eg ) b) Pattem2 0 00 0 0 .1 0 .10 .1 0 .10 .2 0 .20 .2 0 .2 0 .3 0 .30 .3 0 .30 .4 0 .40 .4 0 .40 .5 0 .50 .5 0 .50 .6 0 .60 .6 0 .6 0 .7 0 .70 .7 0 .70 .8 0 .80 .8 0 .80 .9 0 .90 .9 0 .9 0 00 0 0.20.20.20.2 0.40.40.40.4 0.60.60.60.6 0.80.80.80.8 1111 1.21.21.21.2 1.41.41.41.4 1.61.61.61.6 1.81.81.81.8 Time(s) Time(s)Time(s) Time(s) d u ty r at io d u ty r at io d u ty r at io d u ty r at io 0 00 0 2 22 2 4 44 4 6 66 6 8 88 8 1 0 1 0 1 0 1 0 1 2 1 2 1 2 1 2 an gl e (d e g) an gl e (d e g) an gl e (d e g) an gl e (d e g) c) Pattem3

Fig.4-7 Ankle angle and Duty ratio

0 0 0 0 0 .1 0 .10 .1 0 .1 0 .2 0 .20 .2 0 .2 0 .3 0 .30 .3 0 .3 0 .4 0 .40 .4 0 .4 0 .5 0 .50 .5 0 .5 0 .6 0 .60 .6 0 .6 0 .7 0 .70 .7 0 .7 0 .8 0 .80 .8 0 .8 0 .9 0 .90 .9 0 .9 0 00 0 0 .20 .20 .20 .2 0 .40 .40 .40 .4 0 .60 .60 .60 .6 0 .80 .80 .80 .8 1111 1 .21 .21 .21 .2 1 .41 .41 .41 .4 1 .61 .61 .61 .6 1 .81 .81 .81 .8 T im e ( s ) T im e ( s )T im e ( s ) T im e ( s ) d u t y r a t io d u t y r a t io d u t y r a t io d u t y r a t io - 2 - 2 - 2 - 2 0 0 0 0 2 2 2 2 4 4 4 4 6 6 6 6 8 8 8 8 1 0 1 0 1 0 1 0 1 2 1 2 1 2 1 2 1 4 1 4 1 4 1 4 a n g le (d e g ) a n g le (d e g ) a n g le (d e g ) a n g le (d e g )

4. 4. 4. 4.4444 _{実験実験実験考察実験考察考察考察} Fig.4-6 は各条件時の足関節角度の変化とデューティ比の関係を示している．図中の赤線 で囲まれた範囲が歩行１周期分であり，図中の青線は遊脚期から立脚期に変化する境界を 表している． 実験結果より各条件共に遊脚期にはデューティ比 d が大きくなり制動力を発生させてい ることが確認でき，この事から下垂足の防止を行っていると考えられる．各条件の差異と しては条件Ⅱが最も立脚期初期においての足関節角度の時間変化率が小さく，自然な歩行 が実現できていると考えられる． 実験前に条件Ⅰの遊脚期から立脚期への移行時に発生する急激な制動力の変化とそれに よる歩行への悪影響が考えられ，解決策として条件Ⅱを設定した．結果，被験者の主観と しては条件Ⅰでは踵接地後に「不安感」を感じる事があったが，条件Ⅱ，Ⅲでは急激な変 化や「不安感」を感じることは無かったという感想を得た． これらのことからより自然な歩行を実現する為には歩行状態に応じた制動力の制御が重 要になってくると考えられる．

4.5 4.5 4.5 4.5 _{比較比較比較考察比較考察考察考察} Fig.4-7 に各条件における 1 周期分歩行データの波形を示す．データは立脚期の初期から 遊脚期が終わるまでのデータを示しており，図中の縦線が立脚期と遊脚期の境界を示して いる． 実験結果と比較用のデータを比較した結果，条件Ⅱと比較用のデータが共に立脚 期中に足角度が滑らかな変化を起しており，最も似た波形になっている事が確認出来る． この事から条件Ⅱで行った歩行が最も滑らかな歩行を実現できていると考えられる．結果， 滑らかな歩行を実現する為には遊脚期において下垂足を防止する事と立脚期初期において 急激な角度変が発生しないように制動力を制御する事が重要であることが分かった． a)Normal b) Pattem2 c) Pattem2 d) Pattem3

5

5

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章

章

章

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結言

結言

結言

結言

本研究では，AFO による片麻痺歩行の補助においては底背屈制動が重要である点に注目 し，歩行状態によって底背屈制動モーメントを可変することのできるインテリジェント AFOを開発した．これを用いた歩行実験により下垂足の防止は確認され，歩行改善効果は 認められた．しかし，実験被験者の「不安感を感じる」というような感想から，単純に立 脚期遊脚期で制動力を変化させるだけの制御では自然な歩行が実現出来ているとは言い難 い結果が出た．これは歩行中の遊脚期という状態での歩行改善に重点を置いた制御条件だ った為，立脚期での歩行改善効果は小さくなった為だと考えられる．そこで，立脚期中に 制動モーメントを変化させる制御方法を提案し，実際にこの AFO を用いることで装具に強 いられない歩行が実現可能かどうか，歩行実験を行なった．手法としては制動モーメント の制御条件を複数作成し，条件毎に片麻痺を模倣した状態で歩行を行い，測定した足角度 の変位データを健常者の歩行時のデータと比較した．結果，制動力制御によって，立脚期 中の足関節の角度変位が健常者の歩行データと似た波形を示す歩行を実現することが出来 た．また，その実験データからは遊脚期での下垂足の防止も確認することが出来，歩行改 善効果も認められた． これらの事から制動力の制御により患者の歩行を妨げない自然な歩行を実現することが 可能であると考えられる．

参考文献

参考文献

参考文献

参考文献

1） 江原義弘・窪田俊夫・土屋辰夫・野坂利也・山本澄子：下肢装具のバイオメカニクス – 片麻痺歩行と装具の基礎力学 －，日本義肢装具学会編，医歯薬出版，pp.66．18．22 2） 赤澤康史他：可変粘性継手を有する短下肢装具による歩行実験，機構論 No.04-1，p310， 2004 3_{） 山本澄子：油圧ダンパを利用した片麻痺者のための短下肢装具の開発，総合リハ・31} 巻 4 号， pp.323-328，2003 4_{） 松村圭介：マイコンを用いたインテリジェント短下肢装具の開発，機構論 No.055 - 1，} p391 ，2005 5) 岡田養二，小沢圭介，松田健一，エネルギ回生アクティブダンパの研究，機講論， D&D2002_，CD-ROM.

謝辞

謝辞

謝辞

謝辞

本研究を行うにあたり，適切なご教授，ご指導を賜りました高知工科大学井上喜雄教授 に厚く御礼申し上げます．また，懇切なるご指導を賜りました高知工科大学芝田京子准教 授に厚く御礼申し上げます． 本研究において技術的なアドバイスをいただきました，博研究室助手の中浜昌文博士 ， 松村圭介氏，ならびに助教の劉涛博士に感謝の意を表します． そして研究のサポートをして頂いた皆さんに多大なご協力を賜りました．この場を借り て厚く御礼申し上げます．