(57)【要約】【課題】  自立歩行獲得への効率的訓練を進め、下肢に計器を装備することなく、下肢支持力を評価できる自操式の歩行支援器具を提供する。【解決手段】  歩行支援器具１は、後方が開放された略Ｕ字形の上肢支持部２、支柱３、車輪脚４を有し、上肢支持部２は、多角Ｕ字形状の上肢支持基底部６と、上肢支持基底部６の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成された多角Ｕ字荷重面８を有する上肢荷重部９と、前記上肢荷重部９に加えられた上下方向の荷重を検出するセンサユニット７を備え、前記センサユニット７が受容した荷重値に基づき演算表示する演算制御表示部１０を有する。【選択図】図２
2019188147.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
使用者の体を支えて前記使用者の歩行訓練に用いられ、前記使用者の前方から側方にかけて延び、後方が開放された略Ｕ字形の上肢支持部と、複数の車輪を有する車輪脚と、前記上肢支持部と前記車輪脚とを接続する支柱とを有する歩行支援器具であって、
前記上肢支持部は、
前記使用者の右に位置する右側支持基底部、前記使用者の左に位置する左側支持基底部、前記使用者の前側に位置する前側支持基底部が一体的に構成された多角Ｕ字形状の上肢支持基底部と、
前記使用者の右に位置する右側上肢荷重部、前記使用者の左に位置する左側上肢荷重部、前記使用者の前側に位置する前側上肢荷重部が一体的に構成され、前記上肢支持基底部の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成された多角Ｕ字荷重面を有する上肢荷重部と、
前記上肢支持基底部の前記前側支持基底部、右側支持基底部、左側支持基底部の多角Ｕ字形状の屈曲位置及び右側支持基底部後端部と左側支持基底部後端部の上面にそれぞれ配置され、上側に前記上肢荷重部が接続され、前記上肢荷重部から加えられた上下方向の荷重を検出する複数の荷重センサからなるセンサユニットと、
使用者又は訓練介助者が視認可能で荷重計測損失が生じない位置に設けられ、前記複数の荷重センサが受容した荷重値に基づいて、前記上肢荷重部に加えられた荷重の分布を演算し、表示する演算制御表示部を有することを特徴とする、歩行支援器具。
【請求項２】
前記演算制御表示部は、前記複数の荷重センサが受容した荷重の合計値を演算し、表示することを特徴とする、請求項１に記載の歩行支援器具。
【請求項３】
前記演算制御表示部は、歩行者の体重から前記合計値を差し引いた値を演算し、表示することを特徴とする、請求項２に記載の歩行支援器具。
【請求項４】
前記上肢支持荷重部は、前記上肢支持基底部の上面と前記上肢荷重部の下面が略平行となるように前記上肢支持基底部と間隙をおいて配置され、前記複数の荷重センサを介して前記上肢支持基底部に接続されることを特徴とする、請求項１から３のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項５】
前記支柱は、前記上肢支持部の高さを変更可能に伸縮自在に構成されていることを特徴とする、請求項１から４のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項６】
前記支柱は、前記上肢支持部の高さを変更可能に伸縮自在に構成され、使用者の体重以上の耐荷重量以上の駆動力を有する伸縮動力機構を備えていることを特徴とする、請求項１から５のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項７】
前記上肢荷重部のＵ字荷重面の右側上肢荷重部上面又は左側上肢荷重部上面をそれぞれ跨いで懸けられ、使用者に装着された骨盤支持帯の左右に接続されて吊り上げる複数の使用者免荷帯と、
前記上肢荷重部に設けられ、複数の前記使用者免荷帯の脱落を防ぐ免荷帯位置固定部と、を有することを特徴とする、請求項１から６のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項８】
前記演算制御表示部は、前記荷重センサが所定範囲外の荷重を受容したときに警報信号を発する警報ユニットを有することを特徴とする、請求項１から７のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項９】
前記上肢支持荷重部は、前記右側上肢荷重部、前記左側上肢荷重部、前記前側上肢荷重部に、前記上肢支持基底部と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部を有し、略コの字状の断面形状を有することを特徴とする、請求項１から８のいずれか１つに記載の歩行支援器具。
【請求項１０】
使用者支持部で使用者の上肢を支持することで前記使用者の歩行訓練に用いられる歩行器に装着して用いる上肢支持モジュールであって、
前記使用者の右に位置する右側支持基底部、前記使用者の左に位置する左側支持基底部、前記使用者の前側に位置する前側支持基底部が一体的に構成された多角Ｕ字形状の上肢支持基底部と、
前記使用者の右に位置する右側上肢荷重部、前記使用者の左に位置する左側上肢荷重部、前記使用者の前側に位置する前側上肢荷重部が一体的に構成され、前記上肢支持基底部の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成された多角Ｕ字荷重面を有する上肢荷重部と、
前記上肢支持基底部の前記前側支持基底部、右側支持基底部、左側支持基底部の多角Ｕ字形状の屈曲位置及び右側支持基底部後端部と左側支持基底部後端部の上面にそれぞれ配置され、上側に前記上肢荷重部が接続され、前記上肢荷重部から加えられた上下方向の荷重を検出する複数の荷重センサからなるセンサユニットと、
使用者又は訓練介助者が視認可能で荷重計測損失が生じない位置に設けられ、前記複数の荷重センサが受容した荷重値に基づいて、前記上肢荷重部に加えられた荷重の分布を演算し、表示する演算制御表示部と、
前記上肢支持基底部に設けられ、前記歩行器の前記使用者支持部に積載して位置固定する積載固定部と、を有することを特徴とする上肢支持モジュール。
【請求項１１】
前記上肢支持荷重部は、前記右側上肢荷重部、前記左側上肢荷重部、前記前側上肢荷重部に、前記上肢支持基底部と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部を有し、略コの字状の断面形状を有することを特徴とする、請求項１０に記載の上肢支持モジュール。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療分野、理学療法分野、作業療法分野などのリハビリテーションに用いられる歩行支援器具及び上肢支持モジュールに関する。
【背景技術】
【０００２】
下肢骨折、下肢骨関節疾患、脳脊髄疾患、神経筋疾患などで下肢支持力が低下している者に対して、自立歩行をめざすリハビリテーションが行われている。このリハビリテーションの現場では、患者は、立ち上がってまず一歩でも足を進めることから訓練が開始される。その訓練においては、従来から下肢支持力低下を代償するために、体重免荷機能、上肢支持機能などを備えた歩行器が用いられている。
【０００３】
歩行器を用いた歩行訓練では、下肢支持力低下が著しい重症段階においては、その低下を補っての立ち上がり支援から始まり、さらに下肢の歩みを進めるための体重免荷支援、上肢支持部での部分的体重支持など、回復段階に応じた支援器具への重量依存が必要とされる。具体的には、訓練期間を経て下肢骨折の治癒や筋力が回復することなどにより、下肢支持力が改善、軽症化することで、依存重量が軽減する。そして、依存重量がゼロになることで、最終目標としての自立歩行が達成されることになる。こうした段階的な歩行支援において、効率的訓練を進めるためには、歩行器への依存重量の定量的な評価が必要と考えられる。しかしながら、これまでは上記の各段階を通して一貫した訓練を進めるための歩行器はない。また器具への依存重量、相反的に言い換えると被訓練者の下肢支持力を一貫して定量評価できる手段はない。
【０００４】
また、上肢支持部での部分的体重支持による歩行訓練の段階では、自立歩行に向けて、上肢支持部への上肢による前後方向の寄りかかり度合や依存歩行姿勢の左右方向の傾きなどを是正して、訓練をすすめることとなる。したがって、歩行器の上肢支持部への前後左右の依存重量分布を評価することが重要と考えられる。
【０００５】
また、下肢支持力が不充分な段階からでも，歩行を一歩でも進めようとする訓練経過においては、転倒予防や転倒リスク警報の機能などを備えた訓練システムが必要とされる。
【０００６】
これまで被訓練者の下肢支持力や歩行動作能力を定量的に評価するためには、下肢や床面に計測器を直接設置して評価する方法が多く、その設置により下肢の自由度や訓練評価場所も限られたものであった。しかし、歩行器を用いての生活動作訓練においては、被訓練者自身の下肢動作はできるだけ制限せず、訓練室に限らないトイレや食堂への移動など、日常生活により実践的な場面での歩行能力を評価できる手法が望まれている。そのひとつの手段として、計器を使用者の下肢や床面に設置せず、歩行器側で下肢支持力を評価する方法が望まれる。
【０００７】
上肢支持重量や体重免荷量の定量的な評価方法を備える歩行支援のための装置としては、以下の特許文献１〜６などに開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００２−２６３１５２号公報
【特許文献２】特開２０１５−１３９５５４号公報
【特許文献３】特開２００３−４７６３５号公報
【特許文献４】特開２０１５−１７１５１１号公報
【特許文献５】特許第５６３８４９７号公報
【特許文献６】特開２０１７−１０９０６２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
上記のように、実際の歩行器を用いた歩行訓練において、下肢支持力や筋力が弱い初期段階では、座位からの立ち上がりの支援が必要である。そして、立ち上がり可能となった後は、下肢交互駆動による歩行を進めるために、下肢支持力に応じた体重免荷手段が必要となることが多い。一般的には、立位保持のために免荷量が体重の４０％以上必要な状態では、何らかのリフト機能による吊り上げ体重免荷が歩行訓練には必要となる。そして、免荷量が４０％未満になれば、上半身の前傾と上肢支持部によって立位歩行姿勢が維持され、吊り上げ免荷なしでも歩行訓練が可能となる。
【００１０】
しかし、この段階では、手および肘で上肢支持部に寄り掛かり左右にも傾くような依存姿勢で何とか歩行を進める歩容状態が多い。そして、その後の訓練により下肢支持力や筋力が回復してくると左右の傾きは矯正されて、肘の寄り掛かりは少なく、肘は付かなくても手で支持するような姿勢での歩容に改善し、更なる訓練により手での支持量が軽減し、左右バランスも安定する経過をもって、最終的に自立歩行が獲得される。
【００１１】
このような、自立歩行に向けての回復の各段階を通じて，歩行訓練を支援するためには、吊り上げ立ち上がり支援、体重免荷支援、上肢支持支援の機能及び各段階での重量依存度の定量的評価機能を備え、さらに上肢支持部での前、後、左、右の各方位での上肢支持重量分布の評価機能が可能な歩行支援器具が必要である。そして、回復経過をより正確に定量的に比較評価するためには、できれば重症段階から軽症段階に至るまで、一貫した器具による評価が望ましい。
【００１２】
また、歩行支援器具への種々な歩行姿勢で依存する訓練において、重量依存度の定量的評価は、重量依存を漏れなく計測したものでなくてはならない。計測部位以外の歩行器への寄りかかり依存や把持依存があると、上肢重量依存度の正確な定量評価はできない。この依存重量を正確に評価できなければ、自らの下肢支持力の非依存性すなわち自立性の正確な評価ができない。
【００１３】
ここで、特許文献１及び２に開示された歩行器では、歩行器の上肢支持部の接続基部に荷重センサが備えられて、上肢支持部分全体のモーメント量が測定される。しかし、上肢支持部分の手・肘などの荷重分布は測定することができない。また荷重センサ部分には、上肢支持棒を介する荷重モーメントが作用することとなり，負荷量は増大し、実際の依存重量に対する耐荷重量は低くなりやすい。
【００１４】
特許文献３に開示された歩行器では、使用者の左右に位置するひじ掛けの下に配置された荷重センサによる上肢支持台面上の荷重分布測定が可能であるが、前方ブレーキの手による把持荷重などとの区別が不明瞭で上肢への依存荷重量を正確に計測できない。また、その測定値は、歩行器の進行方向誘導に利用され、使用者への定量的なフィードバックはない。また体重免荷量測定機能も備えるが、上肢荷重センサとは別個の装置によるもので、装置全体が大型になり、構造が複雑で一般病室での使用は困難である。
【００１５】
特許文献４に記載の装置は、使用者の左右に位置するアームレストに複数個の荷重センサを備え、上肢支持台面上の荷重分布を測定することができる。しかし、アームレストに寄り掛かるような歩容姿勢になった場合に、左右前側に位置するセンサ荷重面を手で覆うように把持したり、上肢を載せようとしたときに、その直下にあるセンサの支持構造に容易に触れ、荷重計測に誤差をもたらす可能性がある。また、この装置は、床が動くトレッドミル用で、使用時における荷重バランスを確認するための装置であって、歩行器に用いられる装置ではない。このため、体重免荷機能もなく、訓練場所も限られる。
【００１６】
特許文献５には、骨盤帯を介しての体重免荷量測定機能を備えた装置が開示されている。しかし、上肢支持重量の測定をすることはできない。
【００１７】
特許文献６には、上肢支持重量の測定機能を備えた装置が開示されている。しかし、歩行者の前方への寄りかかり依存度は評価できない。すなわち、上肢支持重量分布と体重免荷重量を含めた依存重量をリアルタイムで定量的評価することができない。
【００１８】
したがって、本発明が解決しようとする技術的課題は、使用者の歩行訓練において、下肢支持力低下を代償するための立ち上がり支援機能、体重免荷機能、上肢支持機能を備えるとともに、そのような免荷・支援機能にどの程度重量依存しているかを、それぞれの重症段階を通して、一貫した同一方式の計測装置により正確に評価でき、自立歩行に向けての回復度を定量的に比較検討できる歩行支援器具を提供することである。また、上肢支持部の前後左右の各方位への依存重量分布の評価を可能とする歩行支援器具を提供することである。
【００１９】
また、その定量評価は、被訓練者の下肢や床面に直接的に計測器を設置することなく、できるだけ被訓練者の下肢動作自由度を損なうことなく、また評価場所を訓練室のみに限らず、より実践的生活動作の場面においても、下肢支持力または歩行自立度を評価できる歩行支援器具を提供しようとするものである。
【００２０】
さらに、下肢支持力が相当低下した段階からでも，歩行を一歩でも進めようとする訓練経過において、転倒予防や転倒リスク警報の機能などを備えた、より安全な訓練システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明は、上記技術的課題を解決するために、以下の歩行支援器具を提供する。
【００２２】
本発明の第１態様によれば、使用者の体を支えて前記使用者の歩行訓練に用いられ、前記使用者の前方から側方にかけて延び、後方が開放された略Ｕ字形の上肢支持部と、複数の車輪を有する車輪脚と、前記上肢支持部と前記車輪脚とを接続する支柱とを有する歩行支援器具であって、
前記上肢支持部は、
前記使用者の右に位置する右側支持基底部、前記使用者の左に位置する左側支持基底部、前記使用者の前側に位置する前側支持基底部が一体的に構成された多角Ｕ字形状の上肢支持基底部と、
前記使用者の右に位置する右側上肢荷重部、前記使用者の左に位置する左側上肢荷重部、前記使用者の前側に位置する前側上肢荷重部が一体的に構成され、前記上肢支持基底部の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成された多角Ｕ字荷重面を有する上肢荷重部と、
前記上肢支持基底部の前記前側支持基底部、右側支持基底部、左側支持基底部の多角Ｕ字形状の屈曲位置及び右側支持基底部後端部と左側支持基底部後端部の上面にそれぞれ配置され、上側に前記上肢荷重部が接続され、前記上肢荷重部から加えられた上下方向の荷重を検出する複数の荷重センサからなるセンサユニットと、
使用者又は訓練介助者が視認可能で荷重計測損失が生じない位置に設けられ、前記複数の荷重センサが受容した荷重値に基づいて、前記上肢荷重部に加えられた荷重の分布を演算し、表示する演算制御表示部を有することを特徴とする歩行支援器具を提供する。
【００２３】
本発明の第２態様によれば、前記演算制御表示部は、前記複数の荷重センサが受容した荷重の合計値を演算し、表示することを特徴とする、第１態様の歩行支援器具を提供する。
【００２４】
本発明の第３態様によれば、前記演算制御表示部は、歩行者の体重から前記合計値を差し引いた値を演算し、表示することを特徴とする、第２態様の歩行支援器具を提供する。
【００２５】
本発明の第４態様によれば、前記上肢支持荷重部は、前記上肢支持基底部の上面と前記上肢荷重部の下面が略平行となるように前記上肢支持基底部と間隙をおいて配置され、前記複数の荷重センサを介して前記上肢支持基底部に接続されることを特徴とする、第１から第３態様いずれか１つの歩行支援器具を提供する。
【００２６】
本発明の第５態様によれば、前記支柱は、前記上肢支持部の高さを変更可能に伸縮自在に構成されていることを特徴とする第１から第４態様いずれか１つの歩行支援器具を提供する。
【００２７】
本発明の第６態様によれば、前記支柱は、前記上肢支持部の高さを変更可能に伸縮自在に構成され、使用者の体重以上の耐荷重量以上の駆動力を有する伸縮動力機構を備えていることを特徴とする、請求項１から５のいずれか１つに記載の歩行支援器具を提供する。
【００２８】
本発明の第７態様によれば、前記上肢荷重部のＵ字荷重面の右側上肢荷重部上面又は左側上肢荷重部上面をそれぞれ跨いで懸けられ、使用者に装着された骨盤支持帯の左右に接続されて吊り上げる複数の使用者免荷帯と、
前記上肢荷重部に設けられ、複数の前記使用者免荷帯の脱落を防ぐ免荷帯位置固定部と、を有することを特徴とする、第１から第６態様のいずれか１つの歩行支援器具を提供する。
【００２９】
本発明の第８態様によれば、前記演算制御表示部は、前記荷重センサが所定範囲外の荷重を受容したときに警報信号を発する警報ユニットを有することを特徴とする、第１から第７態様のいずれか１つの歩行支援器具を提供する。
【００３０】
本発明の第９態様によれば、前記上肢支持荷重部は、前記右側上肢荷重部、前記左側上肢荷重部、前記前側上肢荷重部に、前記上肢支持基底部と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部を有し、略コの字状の断面形状を有することを特徴とする、第１から第８態様のいずれか１つの歩行支援器具を提供する。
【００３１】
本発明の第１０態様によれば、使用者支持部で使用者の上肢を支持することで前記使用者の歩行訓練に用いられる歩行器に装着して用いる上肢支持モジュールであって、
前記使用者の右に位置する右側支持基底部、前記使用者の左に位置する左側支持基底部、前記使用者の前側に位置する前側支持基底部が一体的に構成された多角Ｕ字形状の上肢支持基底部と、
前記使用者の右に位置する右側上肢荷重部、前記使用者の左に位置する左側上肢荷重部、前記使用者の前側に位置する前側上肢荷重部が一体的に構成され、前記上肢支持基底部の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成された多角Ｕ字荷重面を有する上肢荷重部と、
前記上肢支持基底部の前記前側支持基底部、右側支持基底部、左側支持基底部の多角Ｕ字形状の屈曲位置及び右側支持基底部後端部と左側支持基底部後端部の上面にそれぞれ配置され、上側に前記上肢荷重部が接続され、前記上肢荷重部から加えられた上下方向の荷重を検出する複数の荷重センサからなるセンサユニットと、
使用者又は訓練介助者が視認可能で荷重計測損失が生じない位置に設けられ、前記複数の荷重センサが受容した荷重値に基づいて、前記上肢荷重部に加えられた荷重の分布を演算し、表示する演算制御表示部と、
前記上肢支持基底部に設けられ、前記歩行器の前記使用者支持部に積載して位置固定する積載固定部と、を有することを特徴とする、上肢支持モジュールを提供する。
【００３２】
本発明の第１１態様によれば、前記上肢支持荷重部は、前記右側上肢荷重部、前記左側上肢荷重部、前記前側上肢荷重部に、前記上肢支持基底部と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部を有し、略コの字状の断面形状を有することを特徴とする、第１０態様の上肢支持モジュールを提供する。
【発明の効果】
【００３３】
本発明によれば、下肢骨折、下肢骨関節疾患、脳脊髄疾患、神経筋疾患などの使用者への下肢支持力低下を代償する吊り上げ立ち上がり支援機能と体重免荷機能と上肢支持機能を備えた歩行支援器具として、多角Ｕ字型の上肢支持基底部と、各部位において上肢支持基底部よりも前後幅、左右幅、内外幅が大きく構成され複数個の荷重センサを介して上肢支持基底部に接続される上肢荷重部を設けることで、使用者の左右の上肢支持荷重及び吊り上げ免荷重量を上肢荷重部で漏れなく受け止めて荷重センサに反映させ、上肢や免荷帯が上肢支持基底部や歩行支援器具の他の構成物に触れることのない構造とすることで、より精度よく依存重量を計測することができる。
【００３４】
また、複数の荷重センサは、上肢支持基底部の面上に配置され、上肢荷重部と上肢支持基底部が、間隙をもって平行に重畳されることによって、耐荷重量を落とすことなく、前後左右の荷重分布の測定誤差を少なくすることができる。
【００３５】
さらに、演算制御表示部が、複数の荷重センサが受容した荷重値に基づいて、前記上肢荷重部に加えられた荷重の分布を演算し、表示することにより、当該評価を使用者又は訓練介助者にフィードバック可能で、訓練中においても刻々の動作・歩行姿勢の修正が可能となる。すなわち、評価のフィードバックにより依存重量を効率よく低減させ下肢支持力の回復を促し、最終目標として依存重量をゼロにすることで自立歩行獲得を達成させるための一助となる歩行支援器具を提供することができる。
【００３６】
また、吊り上げ重量、体重免荷重量、上肢支持重量分布を含めた依存重量の合計値を漏れなくリアルタイムで定量的評価することができる。
【００３７】
また、測定された左右の上肢支持荷重及び免荷重量の合計値をあらかじめ計測した体重から差し引くことにより、下肢支持力を間接的に示す指標とすることができる。すなわち下肢や床面に直接的に計測器具を設置しなくとも、下肢支持力を定量的に評価できることとなる。
【００３８】
さらに、いずれかの荷重センサが所定範囲外の荷重を受容したときに警報信号を発する警報ユニットを有することから、転倒又は転倒リスクを早期に知らせたり、過剰な下肢負荷による訓練時の下肢障害を予防することができ、歩行支援器具の使用時の安全性を向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】本発明かかる歩行支援器具を用いた歩行支援の状態を示す図である。
【図２】本発明の第１実施形態にかかる歩行支援器具の外観構成を示す斜視図である。
【図３】図２の上肢支持部の構成を模式的に示す図であり、（ａ）は平面図、（ｂ）は後側面図、（ｃ）は左側面図である。
【図４】図３のIV-IV線における断面図である。
【図５】図２の歩行支援器具の上肢支持部を使用者が手指で把持しようとした状態を模式的に示す図である。
【図６】上肢支持部での荷重分布評価を説明するための概念図である。
【図７】使用者が上肢支持部の前方よりに寄り掛かって本実施形態にかかる歩行支援器具を用いる状態を示す図であり、それぞれ、（ａ）は側面、（ｂ）は上側から見た状態を示す図である。
【図８】本実施形態にかかる歩行支援器具により、上肢支持部の前方への寄り掛かかりが改善され、手、肘で依存して歩行支援器具を用いる状態を示す図であり、それぞれ、（ａ）は側面、（ｂ）は上側から見た状態を示す図である。
【図９】本実施形態にかかる歩行支援器具により、上肢支持部の前方への寄り掛かりはなく、軽く手のみで上肢支持部を保持して歩行支援器具を用いる状態を示す図であり、それぞれ、（ａ）は側面、（ｂ）は上側から見た状態を示す図である。
【図１０】本発明の第２実施形態にかかる歩行支援器具を、座位姿勢にある使用者に用いた状態を示す図である。
【図１１】本発明の第２実施形態にかかる歩行支援器具を立位姿勢にある使用者に用いた状態を示す図であり、（ａ）は左側面図、（ｂ）は平面図である。
【図１２】図１１のXII-XII線における断面部位を後方から荷重センサを介して見通した図である。
【図１３】膝くずれによって歩行支援器具に過重負荷かかることにより転倒アラームが鳴っている状態を示す図である。
【図１４】本発明の第３実施形態にかかる上肢支持モジュールの構成を模式的に示す図である。
【図１５】図１４の上肢支持モジュールを既存の歩行器に取り付ける状態を模式的に示す側面図である。
【図１６】本発明の実施例にかかる歩行支援器具を用いた脊髄疾患症例の訓練開始時期の歩容状態を模式的に示す図である。
【図１７】図１６の歩容状態における上肢依存曲線である。
【図１８】図１６と同症例の訓練１２週間後の歩容状態を模式的に示す図である。
【図１９】図１８の歩容状態における上肢依存曲線である。
【図２０】体幹傾斜角度θと上肢支持部への重量依存比率ｒＭＵＷと、オン・エルボー肢位、オン・ハンド肢位の関係を示すグラフである。
【図２１】４０％以上の重量依存症例の吊り上げ体重免荷の状態を示す図である。
【図２２】図２１における重量依存曲線を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００４０】
図１は、本発明かかる歩行支援器具を用いた歩行支援の状態を示す図である。本実施形態にかかる歩行支援器具は、下肢支持力が低下している者に対して、自立歩行を到達目標とするリハビリテーションに用いられる。それぞれ、（ａ）は吊り上げ立ち上がり支援、（ｂ）は体重免荷支援、（ｃ）は上肢支持支援、（ｄ）は自立歩行における状態を示す。すなわち、（ａ）は、下肢支持力が重度の低下した（例えば、体重の５０％未満への支持力低下で、立ち上がりに５０％以上の吊り上げが必要）段階での本実施形態にかかる歩行支援器具による吊り上げ立ち上がり支援の状態を示している。（ｂ）は、下肢支持力が低下した（例えば、体重の６０％未満への支持力低下、すなわち４０％以上の免荷が必要）段階での本実施形態にかかる歩行支援器具による体重免荷による歩行支援の状態を示している。（ｃ）は、下肢支持力の低下が、回復傾向（例えば、体重の６０％〜９０％程度の支持力へ回復、すなわち体重の１０〜４０％を上肢支持部に重量依存）の段階で、本実施形態にかかる歩行支援器具による上肢支持部による歩行支援の状態を示している。（ｄ）は、最終到達目標としての自立歩行の状態を示している。
【００４１】
本発明かかる歩行支援器具は、図１に示すように、下肢支持力が重度に低下した段階から、訓練による下肢支持力回復を経て、重量依存が軽度になり、自立歩行が達成されるまでの、各段階を通じての歩行支援が可能である。また、各段階を通じて、同じ方式の計測器具・計測システムにより重量依存度を定量評価でき、正確に回復経過の定量的比較を行うことができる。さらに、被訓練者の下肢や床面には計測器を設置することなく、歩行支援器具に装備された計測器のみで下肢支持力を評価できる。
【００４２】
（第１実施形態）
図２に、本発明の第１実施形態にかかる歩行支援器具の外観構成を示す斜視図を示す。以下、本発明の第１実施形態に係る歩行支援器具について、図面を参照しながら説明する。
【００４３】
本実施形態にかかる歩行支援器具１は、使用者の体を支えて前記使用者の歩行訓練に用いられるもので、上肢支持部２と支柱３と車輪脚４を有する。支柱３は、車輪脚４から略垂直方向に延び、上端部分で上肢支持部２に連結する。支柱３は、矢印９０に示すように、使用者の身長や上肢位置、歩行姿勢に応じて、手動又は電動、液圧、ガス圧などの動力によって、延長又は短縮可能に構成されており、使用者に合わせて上肢支持部２の高さを調整することができる。また、歩行支援器具１をベッドや椅子の座位時からの立ち上がり時に使用するために、車輪脚４の後方部を低くしてベッドや椅子の座面下方の間隙に挿入できる形状としている。
【００４４】
車輪脚４は、複数の車輪４ａを有し、使用者の下肢動作により床面を自由に移動できるようになっている。車輪４ａは、その回転数を計測する図示しない測距センサを組み込むことができる。当該測距センサを組み込むことにより車輪４ａの回転数を計測し、演算制御表示部１０により、歩行支援器具１の移動量を計測可能とすることができる。
【００４５】
さらに、歩行支援器具１は、後述するセンサユニット７から受信した値に基づいて演算を行い、演算結果を表示する演算制御表示部１０を有する。演算制御表示部１０は、荷重センサ７が受容した荷重を演算し、その演算結果を表示する。演算制御表示部１０は、使用者又は訓練介助者が視認可能で、かつ使用者の上肢や使用者免荷帯の接触などに拠る荷重計測損失を生じない位置に備えられる。
【００４６】
本実施形態において、図２、図３に示すように、上肢支持部２は、前方に４つの角を有し、後方が開放された多角Ｕ字形状に構成され、床面に平行に配置される。上肢支持部２は、上肢支持基底部６と上肢荷重部９を有する。
【００４７】
上肢支持基底部６は、４つの屈曲部（２カ所の前方屈曲部６ｄ及び２カ所の中間屈曲部６ｋ）を有する多角Ｕ字形状となっている。すなわち、上肢支持基底部６は、使用者の右側に位置する右側支持基底部６Ｒ、左側に位置する左側支持基底部６Ｌ、使用者の前方に位置する前側支持基底部６Ｆが一体的に構成されている。
【００４８】
上肢支持基底部６の右側支持基底部６Ｒ、左側支持基底部６Ｌは、それぞれ中間屈曲部６ｋを備えている。また、右側支持基底部６Ｒ又は左側支持基底部６Ｌと前方支持基底部６Ｆのそれぞれの接続箇所は、屈曲した前方屈曲部６ｄとなっている。このように構成された上肢支持基底部６の上面は、多角Ｕ字基底面５となっている。
【００４９】
上肢荷重部９は、上肢支持基底部６の上面である多角Ｕ字基底面５の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きい幅の多角Ｕ字荷重面８を有する。多角Ｕ字荷重面８は上肢荷重部９の上面に相当する。
【００５０】
すなわち、上肢荷重部９は、上肢支持基底部６の各部の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きく構成され、上肢支持基底部６と略同形状の多角Ｕ字荷重面８を有する。これにより、上肢荷重部９には、使用者の右に位置する右側上肢荷重部９Ｒ、左に位置する左側上肢荷重部９Ｌ、前側に位置する前側上肢荷重部９Ｆが含まれる。
【００５１】
また、上肢荷重部９は、図３、図４に示すように、右側上肢荷重部９Ｒ、左側上肢荷重部９Ｌ、前側上肢荷重部９Ｆの外縁に、上肢支持基底部６と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部１７を有する。すなわち、右側上肢荷重部９Ｒ、左側上肢荷重部９Ｌ、前側上肢荷重部９Ｆは、多角Ｕ字荷重面８とその外縁から延びる下方延長部１７により、断面が略コの字状の形状を有する。なお、図３の（ｂ）（ｃ）では下方延長部１７の最手前部を削除してセンサユニットを可視化して図示している。
【００５２】
上記のように、上肢荷重部９は、上肢支持基底部６よりも幅広に構成されているため、下方延長部１７は、下方に延びることで、上肢支持基底部６の側方位置にまで到達する。これにより、図５に示すように、使用者が上肢荷重部９を手指で掴むように把持した場合にも、使用者の手指が上肢支持基底部６や荷重センサ７ａに触れることを防止し、後述するセンサユニット７での荷重計測損失や誤差を少なくすることができる。これにより、両上肢重量依存を漏れなく荷重センサの計測に反映させることができる。
【００５３】
上肢支持部２は、図３に示すように、６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを有するセンサユニット７を有する。なお、本実施形態では、荷重センサの個数、配置は、図２,３に示す通りであるが、上肢荷重部の形状などに応じてその位置や個数を変更してもよい。ただし、後述する上肢支持基底部６と上肢荷重部９との平行性を保つためには、荷重センサは少なくとも３個以上の配置することが好ましい。荷重センサは、歪みゲージ式重さセンサが使用可能であるが、鉛直荷重が計測可能で耐荷重量が十分であれば、他の方式のセンサを用いることもできる。
【００５４】
上肢荷重部９は、上肢支持基底部６の上面（多角Ｕ字基底面５）と上肢荷重部９の下面が互いに略平行で、上肢支持基底部６の上面は原則的に水平となるように間隙に複数の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを有するセンサユニット７を介して上肢支持基底部６と連結されている。なお、こうした平行性、水平性を維持するために、上肢荷重部９、上肢支持基底部６、支柱３の材質及び構造は、体重負荷によっても変形しない硬性または剛性を有するものとする。
【００５５】
本実施形態では、センサユニット７は、合計６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを有する。６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆは、上肢支持基底部６の左右２カ所の前方屈曲部６ｄ及び左右２カ所の中間屈曲部６ｋに対応する位置、及び右側支持基底部後端６ＲＰと左側支持基底部後端６ＬＰの位置に配置される。
【００５６】
使用者は、上肢支持部２の右側上肢荷重部９Ｒと左側上肢荷重部９Ｌとの間の後方開口部から歩行支援器具１内へ体幹を移動させ、右上肢を右側上肢荷重部９Ｒ又は前側上肢荷重部９Ｆ、左上肢を左側上肢荷重部９Ｌ又は前側上肢荷重部９Ｆで支持して、歩行訓練を行う。
【００５７】
歩行訓練時においては、使用者の上肢は、上肢を多角Ｕ字荷重面８で支持される。図２、図３に示すように、多角Ｕ字荷重面８は多角Ｕ字基底面５に対して前後幅、左右幅、内外幅ともに大きく、６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを介して間隙をもって略平行に重畳されることより、両上肢の鉛直方向の荷重量は全て漏れなく多角Ｕ字荷重面８により支持され、各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆが受容する。
【００５８】
各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆが計測した荷重量の値ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆは、演算制御表示部１０にリアルタイムに数値として示される。なお、演算制御表示部１０に表示される荷重量の値ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆは、各荷重センサの実測値から必要に応じて演算された値であってもよい。
【００５９】
また、本実施形態では、図３、図６に示すように、演算制御表示部１０に表示される荷重量の値ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆの表示位置は、各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆの設置位置に対応するようになっている。これにより、どの部分に荷重がかかっているかを容易に認識することができる。
【００６０】
また、演算制御表示部１０には、荷重の合計値ｔ値も表示される。荷重の合計値ｔ値は、各荷重センサの実測値の合計であってもよいし、各荷重センサが測定した値に必要に応じた演算をし、それらの演算値を合計してもよい。また、あらかじめ計測し入力された体重から合計値ｔを差し引いた下肢荷重量ｗ値をリアルタイムで表示することもできる。
【００６１】
使用者は様々な姿勢で歩行支援器具に上肢を預けようとするが、上肢の手、肘などが多角Ｕ字荷重面８の範囲からはみ出たり手指で把持しようとしても、多角Ｕ字荷重面８が全面において多角Ｕ字基底面５の前後幅、左右幅、内外幅よりも大きい幅を有することより、両上肢の鉛直方向の荷重が多角Ｕ字基底面５にかかることがない。
【００６２】
なお、このときの６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆが受容するそれぞれの荷重量は、鉛直下方向に力が加わった場合を正とし、上方向に力が加わった場合を負の値として出力することができる。
【００６３】
すなわち、使用者が、上肢荷重部９の前方へ荷重をかけ、その結果、上肢荷重部９が前方へ傾斜したような場合、前方に位置するセンサ（例えば、荷重センサ７ｃ，荷重センサ７ｄ）は、鉛直方向下向きの正方向の力を出力し、後方の荷重センサ（例えば、荷重センサ７ａ，荷重センサ７ｆ）は、鉛直方向上向きの負方向力を出力値として捉えることができる。
【００６４】
これにより、各荷重センサが受容する依存荷重の合計値ｔが、両上肢支持荷重の総量を反映することができる。使用者の下肢支持力の左右差や前後への動揺に伴い歩容姿勢が様々であることより、上肢支持力の左右前後分布も多様である。上記本実施形態にかかる構成を採用することにより、荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆは、様々な姿勢での上肢依存荷重分布を漏れなく検出することができる。
【００６５】
上記のように、演算制御表示部１０は、使用者又は訓練介助者が視認可能で、荷重計測損失が生じない位置に設けられる。図２に示す実施形態では、使用者が歩行訓練時に表示確認できるように、支柱４の上端近傍に取り付けられている。また、その取り付け位置は、使用者が歩行訓練時に演算制御表示部１０に接触しない程度に前方に突出して配置されている。これにより、歩行訓練時に使用者の上肢の荷重が上肢荷重部９のみにかかることとなり、過重計測損失が生じることが防止される。
【００６６】
演算制御表示部１０は、上記のように、各荷重センサの出力値を合計した合計値ｔを出力表示することができる。合計値ｔを、あらかじめ測定された使用者の体重から差し引くことにより、その時の下肢荷重量ｗに相当する値を定量評価できる。これにより、下肢や床面に測定装置を付与することなく、訓練中の実質的下肢支持力を評価でき、演算表示部上にも下肢荷重量ｗ値で示すことができる。すなわち、寄り掛かり依存の総和ともいえる合計値ｔをできるだけ少なくして実質的にゼロに近づけることが、ｗ値を全体重に近づけることと同等の指標となり、全体重を自らの下肢で支持しての歩行すなわち自立歩行への向上目標となる。
【００６７】
なお、演算制御表示部１０にリアルタイムに表示される上記の各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆの計測値ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ、合計値ｔ、下肢荷重量ｗ値については、装置内部又は装置外部に設けられた記憶装置に記録することができる。当該数値を記録することにより、これらの計測値を用いて、種々の指標を演算することができる。
【００６８】
また、演算制御表示部１０は、各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆの計測値ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆを、任意に組み合わせることにより、別個の指標を算出してもよい。例えば、荷重センサ７ａ，７ｂの測定値を組み合わせて平均をとることにより、左側後方荷重とし、荷重センサ７ｂ，７ｃの測定値を組み合わせて平均をとることにより、左側前方荷重として出力してもよい。
【００６９】
図６を用いてさらに具体的に説明すると、ここで図６に網掛けで示す面にかかる上肢荷重量は、主として荷重センサ７ａと荷重センサ７ｂに鉛直方向の重量として反映され、他の４個の荷重センサへは荷重センサ７ａと荷重センサ７ｂ中心を結んだ回旋軸７ａｂから幾らかの距離を経た回旋力として作用しうる。ただし、その重量は僅少にすぎない。これは、多角Ｕ字荷重面８のどの部位での上肢支持荷重であっても、その部位を挟む最近位２個の荷重センサに鉛直方向の荷重量は主に反映されるためである。そのため本実施形態のように、多角Ｕ字基底面５および多角Ｕ字荷重面８の各角部と右側後端部と左側後端部のそれぞれの間隙に各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを配置する構成とし、各荷重センサの受容した荷重量ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆを演算制御表示部１０に表示することで、上肢支持部の左、右、手、肘への依存度合、前後への寄り掛かり度合などの評価、分析をより高精度に行うことが可能となる。
【００７０】
なお多角Ｕ字基底面および多角Ｕ字荷重面の屈曲部は、本実施例の４角に限定されず、用途に応じて３角以下、あるいは５角以上の他の形状としてもよい。
【００７１】
図７は、使用者が上肢支持部の前方よりに寄り掛かって本実施形態にかかる歩行支援器具を用いる状態を示す図である。この図においては、使用者の両肘は中間屈曲部６ｋのセンサ７ｂ，７ｅの上面の荷重部に、両手は７ｃ，７ｄの上面の荷重部に位置することとなる。この例では、演算制御表示部１０において、荷重センサ７ｂ，７ｅの各計測値ｂ、ｅの数値が優位となる。なお、荷重センサ７ｃ，７ｄの計測値ｃ，ｄも記録されるが、荷重センサ７ａ，７ｆの計測値ａ，ｆは僅少となる。合計値ｔは比較的大きい値となる。
【００７２】
図８は、本実施形態にかかる歩行支援器具を用いる例として、上肢支持部の前方への寄り掛かかりはやや改善され、手、肘で依存している状態を示す図である。この状況でも、上肢依存状態は主として中間屈曲部６ｋに対応する位置に設けられたセンサ７ｂ，７ｅの値ｂ、ｅを中心に反映され、前方屈曲部６ｄに対応する位置に設けられたセンサ７ｃ、７ｄ、及び右側支持基底部後端６ＲＰ及び左側支持基底部後端６ＬＰの位置に設けられたセンサ７ａ、７ｆの各値ａ、ｃ、ｄ、ｆは軽量化される。一方で、合計値ｔの値は図７の状態に比べて軽減傾向になる。
【００７３】
図９は、本実施形態にかかる歩行支援器具を用いる例として、上肢支持部の前方への寄り掛かりはなく、軽く手のみで上肢支持部を保持している状態を示す図である。
【００７４】
この状況では、上肢依存は更に少なく自立歩行に近づいた状態で、演算制御表示部１０において、中間屈曲部６ｋに対応する位置に設けられたセンサ７ｂ，７ｅの各値ｂ、ｅ及び右側支持基底部後端６ＲＰ及び左側支持基底部後端６ＬＰの位置に設けられたセンサ７ａ、７ｆの各値ａ、ｆに軽量ながら反映されるが、ｔ値は図７、図８に比して更に軽減される。ここで、図７や図８の上肢支持状態をオン・エルボー肢位、図９の上肢支持状態をオン・ハンド肢位と定義する。
【００７５】
上記のようないずれの肢位においても、本実施形態にかかる歩行支援器具によれば、多角Ｕ字型の各部位において、上肢荷重部９は、上肢支持基底部６よりも前後幅、左右幅、内外幅が大きく構成され複数個の荷重センサを介して上肢支持基底部に接続されることで、使用者の上肢支持荷重及びその分布を漏れなく精度よく計測することができる。
【００７６】
（第２実施形態）
図１０は、本発明の第２実施形態にかかる歩行支援器具１ａをベッド１００端に座る使用者の立ち上がり支援に用いた状態を示す図である。本実施形態にかかる歩行支援器具１ａは、第１実施形態にかかる歩行支援器具１と略同じ構成を有し、荷重計測の方法も略同じであるが、主たる相違点として、骨盤支持帯１１及び使用者免荷帯１２を有する。この骨盤支持帯１１及び使用者免荷帯１２は、歩行支援器具１ａに対して着脱可能である。骨盤支持帯１１及び使用者免荷帯１２を外した歩行支援器具１ａは、第１実施形態の歩行支援器具１と同様の機能を有する。
【００７７】
また、骨盤支持帯１１は、使用者が着衣したうえで骨盤の両恥骨、両坐骨を、股間を介して支持吊り上げる方式や、両大腿近位を支持して吊り上げる方式などがあるが、両下肢や股関節の動作をできるだけ制限せずに骨盤を確実に吊り上げる構成となっている。
【００７８】
骨盤支持帯１１は、左側上肢荷重部９Ｌまたは右側上肢荷重部９Ｒをそれぞれ跨いで上肢支持部２に装着される左右２本ずつの使用者免荷帯１２の下端側に連結されている。上肢荷重部９は、使用者免荷帯１２の位置確保のための免荷帯位置固定部１３を有する。使用者免荷帯１２は左右少なくとも１本は必要であるが、それ以上の本数であれば制限はない。また下肢の支持力の左右差によって、使用者免荷帯１２の本数の左右差があってもよい。
【００７９】
支柱４は、電力や液圧、ガス圧などで駆動する伸縮動力機構１５を有する。伸縮動力機構１５は、歩行支援器具１ａの上肢支持部２にかけられた使用者免荷帯１２及び骨盤支持帯１１により、使用者の体重がかかった場合でも、矢印９１に示すように、支柱４を延長できる程度の耐荷重量を有する。伸縮動力機構１５により上肢支持部２を上昇させることで、使用者の立ち上がり支援を行うことができる。
【００８０】
この場合、歩行支援器具１ａ及び伸縮動力機構１５、各荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆの耐荷重量を使用者体重以上とすることが十分条件である。しかし、実際の立ち上がり支援は全体重を支援しなくとも１０〜４０ｋｇの免荷支援であっても、介助者にとっての労力軽減につながる。そこで、演算表示部１０は、いずれかの荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆが所定範囲外、例えば４０ｋｇ以上の荷重を受容したときに警報信号を発して伸縮停止する警報ユニット１４を備える。これにより、歩行支援器具や荷重センサへの過度の構造的負荷や破損を回避できる。したがって、耐荷重量が全体重以下の値でも、本実施形態にかかる歩行支援器具を使用することができる。
【００８１】
図１１は、第２実施形態にかかる歩行支援器具を立位姿勢にある使用者に用いる図である。図１１では、上肢支持だけでなく、骨盤支持帯１１に装着された左右２本、合計４本の使用者免荷帯１２により下肢荷重を免荷して歩行訓練に用いる状態を示している。４本の使用者免荷帯１２は、それぞれ上肢荷重部９を跨いでかけられ、使用者免荷帯１２にかかる免荷重量は、そのまま、上肢荷重部９を介して、センサユニット７に加えられる。また、使用者免荷帯１２は免荷帯位置固定部１３により、上肢荷重部９への取り付け位置が確保され、上肢荷重部９から脱落することのない構成となっている。また、免荷帯位置固定部１３は、上肢荷重部９での上肢支持に支障のない形状および位置で設置されている。このように図１１においては、骨盤支持帯１１と其れにつながる使用者免荷帯１２による免荷量と両上肢荷重が漏れなく荷重センサ７に合計値ｔ値として反映される。このｔ値、すなわち歩行支援器具１aへの依存重量が漏れなく計測される。
【００８２】
本実施形態にかかる歩行支援器具によれば、下肢骨折使用者での骨癒合前などで部分荷重での歩行訓練時などに好適に用いることができる。そして、このときの免荷量は骨盤支持帯の免荷量と両上肢支持量も併せて免荷量メータのｔ値として示される。
【００８３】
なお、この依存重量の合計値ｔの値を、あらかじめ測定された使用者の体重から差し引いた値は、非依存重量、すなわち、その時に自ら支えている実際の下肢荷重量ｗに相当する。これにより、下肢や床面に測定装置を付与すること無く、訓練中の実質的下肢荷重量を評価できる。なお、下肢荷重量ｗの値は、演算制御表示部１０にも示すことができる。
【００８４】
また、上肢荷重部９は、図１２に示すように、右側上肢荷重部９Ｒ、左側上肢荷重部９Ｌ、前側上肢荷重部９Ｆの外縁に、上肢支持基底部６と接触しないように外縁から下方に延びる下方延長部１７を有する。すなわち、右側上肢荷重部９Ｒ、左側上肢荷重部９Ｌ、前側上肢荷重部９Ｆは、多角Ｕ字荷重面８とその外縁から延びる下方延長部１７により、断面が略コの字状の形状を有する。
【００８５】
上記のように、上肢荷重部９は、上肢支持基底部６よりも幅広に構成されているため、下方延長部１７は、下方に延びることで、上肢支持基底部６の側方位置にまで到達する。これにより、図１２に示すように、使用者免荷帯１２が使用者の荷重を支えて矢印９３のっように下方に引っ張られた場合であっても、また下肢動作に伴い骨盤の左右動揺、すなわち矢印９４のように使用者免荷帯１２の内外動揺があっても、使用者免荷帯１２が上肢支持基底部６と触れることを防止し、荷重計測損失は生じない。これにより、後述するセンサユニット７による荷重計測の誤差を少なくすることができる。
【００８６】
さらに、図１３のように、いずれかの荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆが所定範囲外の荷重を受容したときに警報信号又はアラーム音を発する警報ユニット１４を備えているため、免荷量の上限を超えての荷重センサ負荷、すなわち下肢支持力低下による膝くずれなどのときに使用者免荷帯への急な過剰負荷を瞬時に知ることができる。すなわち、警報ユニット１４を備えることにより、転倒又は転倒リスク発生の予知として働くことができる。さらに、警報信号発生の荷重センサの合計値ｔ出力下限値を設定しておけば、下肢骨折の骨癒合前での部分体重免荷が必要な歩行訓練などにおいて、免荷量の下限値よりも免荷量を低減されての過剰な下肢荷重量ｗの上昇予防などに繋がり、より安全な定量的下肢荷重負荷による歩行訓練をすすめることが可能である。
【００８７】
本実施形態にかかる歩行支援器具１ａによれば、両下肢骨折での両下肢同時免荷での歩行訓練が可能である。さらに、従来からの免荷方法である松葉杖による歩行訓練が両上肢プッシュアップや脊柱の前後運動が必要であるのに比べて、骨盤支持帯１１及び使用者免荷帯１２を用いることにより、上肢や脊柱への負荷を少なくすることができ、下肢骨折に上肢骨折や脊椎骨折などを合併する多発骨折を負った使用者の歩行訓練に有用である。
【００８８】
（第３実施形態）
図１４は、本発明の第３実施形態にかかる上肢支持モジュールの構成を模式的に示す図である。本実施形態にかかる上肢支持モジュール１ｂは、使用者支持部１０２で使用者の上肢を支持することで前記使用者の歩行訓練に用いられる既存の歩行器１０１に積載して用いられる。歩行器１０１は、特にその構造が限定されるものではないが、使用者の上肢を支持する使用者支持部１０２と、下肢動作により床面を自由に移動できるように車輪部１０４と、使用者支持部１０２と車輪部１０４とを連結する支柱部１０３とを備える。
【００８９】
上肢支持モジュール１ｂは、図１４に示すように、前方に４つの角を有し、後方が開放された多角Ｕ字形状に構成され、上肢支持基底部６と上肢荷重部９と、６個の荷重センサ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅ、７ｆを有するセンサユニット７を有する。ここでの前方４つの角及び多角Ｕ字形状は、既存の歩行器１０１の形状に合わせて、３角以下または５角以上でもよい。
【００９０】
上肢支持基底部６には、図１４及び図１５に示すように、歩行器の使用者支持部１０２と連結するための積載固定部１６が設けられている。本実施形態では、上肢支持基底部６が歩行器１０１の使用者支持部１０２の上面に向けて矢印９２の方向に積載可能なように、積載固定部１６としてフック形状のものが用いられている。ただし、積載固定部１６は、歩行器１０１の使用者支持部１０２の上面に本実施形態にかかる上肢支持モジュールを固定することができるものであれば、特に上記構成に限定されるものではない。
【００９１】
積載固定部１６及び上腕支持基底部６は、図１４に示すように、本実施形態にかかる上肢支持モジュール１ｂを、上肢支持基底部６の多角Ｕ字基底面５及び上肢荷重部９の多角Ｕ字荷重面８が床面に平行となるように歩行器１０１に固定できる構造であればよい。すなわち、歩行器１０１の使用者支持部１０２に対し、一定の方向を確保できるようにしっかりと固定できる構造であれば、その構成は問わない。
【００９２】
上肢支持基底部６、センサユニット７、上肢荷重部９についての構成は、第１実施形態の歩行支援器具１における上肢支持部２のそれらと略同様であるため、詳細な説明は省略する。なお、本実施形態においては、表示制御演算部１０は、使用者又は訓練介助者が視認可能で、荷重計測損失が生じない位置として、上肢支持基底部６に設けられる。また第１実施形態と同様に、その取り付け位置は、使用者が歩行訓練時に演算制御表示部１０に接触しない程度に前方に突出して配置されている。これにより、歩行訓練時に使用者の上肢の荷重が上肢荷重部９のみにかかることとなり、過重計測損失が生じることが防止される。
【００９３】
本実施形態にかかる上肢支持モジュールによれば、既存の歩行器に取り付けることにより、使用者の上肢支持荷重、すなわち、歩行器への依存重量を計測することができる。
【実施例】
【００９４】
本発明にかかる歩行支援器具（センサユニットは、荷重センサとして左前方センサＬａ、右前方センサＲａ、左後方センサＬｐ、右後方センサＲｐの４個を有する）を試作し、臨床研究を行った。臨床研究結果を図１６〜図２２に示す。図１６においては、脊髄（胸髄）疾患で両下肢不全麻痺をきたした症例の歩行訓練初期の状態であり、体幹（上半身）の前方傾斜角度θは２７度で上肢支持部への依存はオン・エルボー肢位でし、上肢荷重分布曲線から両肘（特に左肘）での上肢支持部への重量依存が大きい。このため、図１７において、合計値の１０ｍ歩行での平均値の体重に対しての％値を上肢支持部への重量依存比率（ｒＭＵＷ）とすると、ｒＭＵＷ＝２６．５％であった。
【００９５】
その後、両下肢筋力訓練をすすめるとともに、体幹傾斜、左肘への重量依存の歩容などを是正することによって、１２週後には、図１８に示すように、上肢支持部への依存は両手を軽く置く程度のオン・ハンド肢位となり、体幹（上半身）の前方傾斜角度θは３度にまで改善した。また、図１９に示すように、上肢支持部への重量依存は著減しており、ｒＭＵＷは５％までに低減した。これにより、自立歩行に近い歩容へと回復していることが分かる。
【００９６】
図２０は、本発明の歩行支援器具試作器による１０ｍ歩行訓練において、下肢骨折、骨関節疾患、脊椎脊髄疾患２４症例（合計１７５試行値）について、体幹の前方傾斜角度θをグラフのＹ軸に、重量依存比率ｒＭＵＷをグラフのＸ軸に取った場合の両者の関連を示すグラフである。グラフ内においては黒い丸でオン・エルボー肢位、白い丸でオン・ハンド肢位をそれぞれプロットした。オン・エルボー肢位では、４．６％≦ｒＭＵＷ≦３５．９％であったのに対して、オン・ハンド肢位では、１．８％≦ｒＭＵＷ≦１９．２％であった。
【００９７】
これにより、オン・エルボー肢位の方がより大きな重量依存比率を許容していたことがわかる。またオン・ハンド肢位依存で歩行支援器具による歩行ができたことは、重量依存比率が２０％未満（ｒＭＵＷ＜約２０％）であったことを意味する。
【００９８】
図２０での前方傾斜角度θ（グラフのＹ軸の値）と重量依存比率ｒＭＵＷ（グラフのＸ軸の値）との相関係数は０．８４で強い（正の）相関がみられ、その線形近似直線はＹ＝１．１Ｘ−２．４であった。この式に具体的な数値を代入すると、Ｙ＝１０度でＸ＝１１．３％、Ｙ＝２０度でＸ＝２０．４％、Ｙ＝３０度でＸ＝２９．５％となる。この関係は、前方傾斜角度θが１０度、２０度、３０度でそれぞれ体重の約１０％、２０％、３０％程度の重量依存比率ｒＭＵＷに相当することを意味する。全体重から両下肢重量を差し引いた上半身重量（頭部・体幹・両上肢の重量）は文献からは、平均的には全体重の約６６％程度とされることをもとに、上肢台方向への上半身の寄りかかり重量割合を６６％、ｓｉｎθとして前方傾斜角度（たとえばθ＝２０度）を代入して理論値を算出すると、６６・ｓｉｎ（２０度）＝２３％となる。この数値は、上記歩行器依存度（％）の数値と近似する。こうした理論値との比較からも、θとｒＭＵＷとの関連が裏付けられる。これは、歩行支援器具への寄りかかり姿勢（角度）と重量依存比率（％）との間で約１０、２０、３０の数値が近似する関係と理解され、歩行器訓練での指標になりうる。こうした臨床研究結果により、本発明の歩行支援器具による上肢支持部での荷重計測値が、支援器具を使用する依存歩行から自立歩行への回復経過を定量的に示す指標となりうることが検証されている。
【００９９】
なお、図２０のグラフから読み取れる関係は、おおよそθ＜４０度の範囲での目安と考えられる。すなわち、運動麻痺や支持力低下が重度で、重量依存が約４０％以上になると、寄りかかり角度すなわち体幹（上半身）傾斜角度が４０度以上必要となり、歩行器での歩行姿勢は傾きすぎて転倒リスクが大きくなり、姿勢維持は困難になってくる。
【０１００】
このような症例として、図２１に、変形性脊椎症および右中足切断・義足装着の症例を示す。また、図２２に示すように、この症例の重量依存曲線には、体重４７ｋｇに対して２０ｋｇ（４３％）を超える重量依存が示されている。この状態では、図２１に示すように、前方傾斜角度θは４２度で上肢支持部での重量依存のみでは安定性を確保することができない。このため、歩行訓練をすすめるためには骨盤支持帯１１および使用者免荷帯１２による体重免荷が必要となる。すなわち、このような症例には、第２実施形態にかかる歩行支援器具を用いて歩行訓練をすることができる。
【０１０１】
なお、上記実施例の臨床においては、歩行支援器具に４つの荷重センサを用いているが、図２,３に示すような６つの荷重センサを有する歩行支援器具を用いることもできる。この場合、一例として、Ｌｐは左側後方に位置する荷重センサ（荷重センサ７ａ）による計測荷重、Ｒｐは右側後方に位置する荷重センサ（荷重センサ７ｆ）による計測荷重、Ｌａは左側前方に位置する荷重センサ（荷重センサ７ｂ，７ｃ）による計測荷重、Ｒａは右側前方に位置する荷重センサ（荷重センサ７ｄ，７ｅ）による計測荷重をそれぞれ示し、合計ｒＭＵＷは、これらの４つの計測値から計測された重量依存比率とすることができる。
【０１０２】
図１に振り返ると、本発明の歩行支援器具による歩行訓練では、下肢支持力低下が著しい重症段階においては、その低下を代償するためには第２実施形態の使用者免荷帯を併用しての立ち上がり支援および歩行支援訓練が必要とされるが、下肢支持力が徐々に向上することにより、第１実施形態の歩行支援器具による歩行訓練へ移行し、さらに下肢筋力訓練などによる下肢支持力の更なる向上に伴い、上肢支持部への肘及び手を介した寄りかかり依存や左右傾きなども徐々に軽減されてくる。そして順調な経過をたどれば、上肢支持部を手のみでバランスを確保する程度の支援状態となり、更に自立歩行に近づくことができる。
【０１０３】
本発明によれば、こうした歩行訓練経過において、上肢支持部の前後左右の各方位への依存重量分布と体重免荷重量を含めた依存重量をリアルタイムで定量的評価することにより、その評価値を使用者または訓練介助者にフィードバック可能であり、訓練中においても刻々の動作・歩行姿勢の修正が可能となる。これにより、依存重量を効率よく低減させ、最終目標として依存重量をゼロに近づけるべく下肢支持力の回復を促し、自立歩行を獲得するための一助となる歩行支援器具とすることができる。
【０１０４】
また、そうした各重症段階を通して、単一の装置として正確に評価でき、自立歩行に向けての回復度を定量的に比較検討できる。そして歩行支援器具への依存重量を計測し、それを全体重から差し引くことによって下肢支持力を評価するという手法によって、被訓練者の下肢や床面に直接的に計測器を設置することなく、できるだけ被訓練者の下肢動作自由度を損なうことなく、また評価場所を訓練室のみに限らず、トイレ移動や食堂への移動など廊下やフロアでのより実践的生活動作の場面においても、下肢支持力または歩行自立度を評価できる。
【符号の説明】
【０１０５】
１，１ａ  歩行支援器具
１ｂ  上肢支持モジュール
２  上肢支持部
３  支柱
４  車輪脚
４a  車輪
５  多角Ｕ字基底面
６  上肢支持基底部
６ｄ  前方屈曲部
６ｋ  中間屈曲部
６Ｒ  右側支持基底部
６Ｌ  左側支持基底部
６Ｆ  前側支持基底部
６ＲＰ  右側支持基底部後端
６ＬＰ  左側支持基底部後端
７  センサユニット
７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄ，７ｅ，７ｆ，  荷重センサ
８  多角Ｕ字荷重面
９  上肢荷重部
９Ｒ  右側上肢荷重部
９Ｌ  左側上肢荷重部
９Ｆ  前側上肢荷重部
１０  演算制御表示部
１１  骨盤支持帯
１２  使用者免荷帯
１３  免荷帯位置固定部
１４  警報ユニット
１５  伸縮動力機構
１６  積載固定部
１７  下方延長部
１００  ベッド
１０１  歩行器
１０２  使用者支持部
１０３  支柱部
１０４  車輪部
Ｌa  左前方センサ
Ｒa  右前方センサ
Ｌp  左後方センサ
Ｒp  右後方センサ
ａ  荷重センサ７ａの値
ｂ  荷重センサ７ｂの値
ｃ  荷重センサ７ｃの値
ｄ  荷重センサ７ｄの値
ｅ  荷重センサ７ｅの値
ｆ  荷重センサ７ｆの値
ｔ  合計値
ｗ  下肢荷重量
θ  前方傾斜角度
rＭＵＷ  重量依存比率
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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