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1 平成 19 年度 修士論文 回生エネルギエネルギを利用利用したインテリジェント短下肢装具短下肢装具の開発 - A sudy fo Illi Akl-foo Ohosis usi h Rio Ey - 指導教員副指導教員 井上喜雄教授芝田京子准教授 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 栗原正嗣

2 - 目次 - 1 章緒言 2 2 章 AFO と片麻痺歩行 2.1 片麻痺歩行 AFO の機能 AFO の問題点 6 3 章インテリジェント AFO の概要 3.1 足関節継手つき AFO 制動モーメントを発生させる機構 エネルギ回生機構 歩行状態センシング用センサ 制御用コントローラ 計測制御用ソフトウェア 13 4 章健常者によるによる歩行実験 4.1 実験概要 実験条件 実験結果 実験考察 比較考察 23 5 章結言 24 参考文献 25 謝辞 26 1

3 1 章緒言 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 (Akl-foo ohosis 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(Fi.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. Fi.1-1 Plsic AFO 2

4 2 章 AFO と片麻痺歩行 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 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.Fi.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.) 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 3Hz 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). Fi.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. 3

5 ) b) Fi.2-1 Floo coc ps [ 出典, 参考文献 1),p26 ] 2.2 AFO の機能 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 (Fi.1-1). この他に前面支柱型や S 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 (Fi.2-2) を下記に示す. 4

6 () (b) (c) (d) () Fi.2-2 Svl AFO [ 出典, 参考文献 1),p6-64 より ] () 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)s 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. () 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. 5

7 2.3 AFO の問題点 従来の装具 (Fi.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. 6

8 3 章インテリジェント AFO の概要 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 足関節継手つき AFO 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.Fi.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. ) Sid viw b) Fo viw Fi.3-1 Ovviw of h dvlopd AFO 7

9 3.2 制動モーメントモーメントを発生発生させるさせる機構 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 DC モータの制動機制動機としてのとしての特性 DC モータは回転に伴い回転速度に比例した逆起電力 Eiが発生する. E i は次式で表され る. E = K ω (3.1) i ( 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. M = K T I i (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. K M = ω (3.3) R ( 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. K C = (3.4) R 8

10 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 エネルギ回生回生機構 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 (Fi.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. Fi.3-2 Sp-up chopp cicui 昇圧チョッパチョッパ基本原理 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,o 時間 To と off 時間 Toff 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 ~1 の間で変化する. デューティ比 d は次式で表される. d o = (3.5) T o T + T off 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.Fi.3-3 に回路図を示す.Fi.3-3 9

11 においてスイッチ Qが o の時, 電流 i1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 Ii 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. E 1IiTo (E 2 E1)IiToff = (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. E 1 = (3.7) 1 d 2 E 1 (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 i2の平均値 I2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. I = (1 d) (3.8) 2 I 1 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 E = (3.9) 1I1 E 2I 2 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. L D E 1 i 1 Q i 2 C R E2 Fi.3-3 Sp-up chopp cicui 2 1

12 3.4 歩行状態センシングセンシング用センサセンサ 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 O/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 (A21-25: ニッタ株式会社製,Fi.3-4) は踵と爪先 ( 親指の付け根 ) の二カ所に取り付けた (Fi.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 (Fi.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 (Fi.3-7). Pssu sso Fi.3-4 Pssu sso Fi.3-5 Locio of pssu sso Poiom Pssu sso Boom of AFO Floo Hd ubb Sof ubb Fi.3-6 Sucu Fi.3-7 Poiom 11

13 制御用コントローラ 3.5 制御用 コントローラはマイクロコントローラである PIC16F876(Micochip 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 Micosof Visul Bsic 6. を使って作成しており 1Hz 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.Fi.3-8 にシステム概要を示す. ] AFO sysm PC Cooll AFO Micosof Visul Bsic 6. RS232C A/D Cov Commuicio fucio Sso sil Bki cool Bk Fi.3-8 Schmic of AFO sysm 12

14 3.6 計測制御用ソフトウェア Fi.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 Widows 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. Fi.3-9 Widow of sofw 13

15 Fi.3-1 にコントローラの全体図を示す.) 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(I Cicui Sil Pommi) 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 Cov(BSI-3.3S2RM) 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 (TC5-2,5uF) 5 バッテリ電源供給用およびエネルギ回生用 8.4V.17mA. 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. 1 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) 14

16 ) Top ly b) Boom ly Fi.3-1 Schmic of cooll 15

17 4 章健常者によるによる歩行実験 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 実験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 健常者の歩行歩行時データデータ測定 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 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 :Fi.4-1), 装着時は AFO 足関節部のポテンショメータ (Fi.4-2) を用いて測定を行なう. センサは Fi4-1 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. Fi.4-1 3DM-GX1 Fi.4-2 Poiom 16

18 4.1.3 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 Fi.4-3 に示す ) (d l l k A T im ( s ) )3DM-GX ) (d l l k A Tim ( s) 考察 b) Poiom Fi.4-3 Akl l of hlhy idividul 考察上記の結果は直立時の足関節角度をとし, 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. 17

19 4.1.5 比較検証用データ実験結果比較用データを Fi.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. 2 ) (d l l k A Tim (s) Fi.4-4 Akl l of Hmipli 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. 18

20 4.2 実験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 (Fi.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.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.2 に設定する. (Fi.4-6()) 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.5 に設定する. (Fi.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. (Fi.4-6(c)) Fi.4-5 Cool quim Fi.4-6 に各条件時の圧力センサとデューティ比の関係の例を示す. 19

21 o s s u s p io y u d ) Pm o s s u s p io y u d b) Pm o s s u s p io y u d c) Pm3 Fi.4-6 Pssu sso d Duy io 2

22 実験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 Fi.4-7 に示す. 4.3 実験 io.5 y.4 u d ) d ( l Tim (s ) ) Pm io y u d ) d ( l l k A Tim (s) b) Pm2 io y u d i o ) d.5 (.4 6 y l.4 u d Tim (s) Tim (s ) ) (d l c) Pm3 Fi.4-7 Akl l d Duy io 21

23 4.4 実験考察 Fi.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. 22

24 4.5 比較考察 Fi.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. )Noml b) Pm2 c) Pm2 d) Pm3 Fi.4-7 Akl l 23

25 5 章結言 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. 24

26 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 ) 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.4-1,p31, 24 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 ,23 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.55-1, p391,25 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&D22,CD-ROM. 25

27 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. 26