情報処理学会 インタラクション 2016
IPSJ Interaction 2016

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bioSync: 運動覚同調インタラクションの提案と装着型運動覚入出力デバイスの開発
西田 惇1,a)

鈴木 健嗣2,b)

概要：本研究では，他者と身体運動感覚を相互に共有する運動覚同調インタラクションの提案と，これを実現する装着型運動覚入出力デバイスの開発について述べる．リハビリテーションやスポーツトレーニン
グにおいては筋活動を始めとする運動感覚を教示者と学習者の間で共有する事が重要であるが，外部からこれらを観測することは難しい．本研究では生体電位計測と筋刺激を同一の筋組織に対して同一の電極により同時に実現する電極システムを開発し，双方向通信モジュールと組み合わせることで体性感覚を経由した運動覚の共有を可能とするウェアラブルシステムを開発した．本稿ではインタラクションの設計と新しい生体残留電位放電機構の考案，知覚評価実験の結果について述べる．

Wearable Haptic I/O Device for Synchronous Kinesthetic Interaction
Jun Nishida1,a)Kenji Suzuki2,b)Abstract: In this paper, we propose synchronous kinesthetic interaction among people so that people areable to perceive the sensation of body motion such as muscle activities or rigidity of joints interactively. To
achieve this, we present an integrated electrode system that is capable of muscle stimulation and EMG measurement on the same muscle by using the common electrodes simultaneously. One of the possible application
is an interactive rehabilitation for assisting gait training by sharing the timing of the backward kick-out. It
is also possible to transfer neuromuscular disease such as tremors from patients to caretakers and medical
staﬀs. The methodology, perceptual experiment, and potential scenarios are described in this paper.

1. はじめに

1.1 関連研究
これまで様々な感覚モダリティを通して運動感覚を提示

本研究は，身体運動感覚の相互共有を支援する事を目的する研究が行われてきた．医療用の筋電図は筋発揮状況をとして，体性感覚の一つである運動覚を入出力できる装着提示することができるが，情報提示位置 (モニタ) と対象型デバイスを用いて他者と筋活動を同調することができるとなる身体との空間的整合性が低く頻繁な視線移動を要すインタラクションを提案するものである (図 1(a))．

るため認知的負荷の低い理解が難しい．我々は EMG 計測

運動感覚を相互に共有することは，リハビリテーションシステムと光ファイバーを用いた着用型発光スーツを用いにおける患者と理学療法士，スポーツトレーニングにおけて，患者の筋活動の強度を空間的整合性を保ちつつ体表上るコーチと選手，運動機能疾患などを持つ患者と介助者ので発光により提示しリハビリテーションにおける患者の相互理解とコミュニケーションにおいて重要である．しか身体運動の知覚を支援する手法 [1]，EMG 計測システムとしながら関節角変化や四肢の位置情報と異なり人の筋活動音響提示システムを用いて筋活動の強度を実時間で音響情報は外部から視覚的に取得することが難しい．

情報に変換し提示する手法 [2] を提案している．その他に

12a)b)

筑波大学 エンパワーメント情報学プログラム
筑波大学 システム情報系/JST CREST
University of Tsukuba, Tsukuba, Ibaraki 305-8577, Japan
jun.nishida@acm.org
kenji@ieee.org© 2016 Information Processing Society of Japan

Augmented Reality(AR) や 3DCG により筋活動量を実空間に重畳提示する手法が提案されている [3]．このように筋活動を他の感覚モダリティを通して提示するシステムは特にリハビリテーションの分野においてその有用性が報告さ

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れている．しかしながら視覚チャネルを通して提示する系は使用者自身が視認できる範囲の筋活動の知覚に限られ，聴覚チャネルを通して提示する系は音響情報に付与できる

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運動覚同調インタラクション
EMG 計測・刺激システム
同一筋・同一電極・同時に可能

運動覚帰還

情報量の制限から単一の筋組織情報の提示のみに留まると筋 発揮

いった課題がある．また異なる感覚モダリティ間で感覚情E MG

EM S

筋発 揮

報を交換する場合には，その対応関係について事前に十分に学習する必要がある．

1.2 運動覚同調インタラクション
そこで本研究では，筋刺激と筋電位計測により，身体運インタラクティブ・リハビリセッション
蹴り出しタイミングの共有

神経筋疾患の共有によるデザイン支援
振顫・固縮の伝達?

動の知覚と深く関わる運動覚に対して入出力を行うことができるシステムを用いることで，筋活動の計測とその提示における空間的・感覚的・時間的整合性を保ちつつ，複数?の筋組織の活動情報を提示可能で，さらに複数人の間で教示や確認を可能とする双方向性を有する身体運動感覚のパワーアシスト外骨格

理学療法士

パーキンソン患者

デザイナ / 介助者

同調手法を新たに提案し，これを「運動覚同調インタラクション」と定義する（図 1(a)）．本手法は次のような特徴を持つ．
空間的整合性 生体電位計測点と運動覚提示点の空間的整合性と，相手の筋組織と自身の筋組織の空間的整合性を保つことで直感的な理解を支援する．
感覚的整合性 筋発揮の発生機序に則した感覚提示を行い，入出力における感覚的整合性を保存することで，より直感的な理解と学習を支援する．また運動覚提示は教示後の自己学習を支援する強い動作記憶を誘発する利点を持つ．
時間的整合性と双方向性 実時間で感覚を双方向に同調することで，同じ時空間を共有しながら身体感覚を理解することができる．これまで筋骨格系の駆動によりデバイスと情報のやり取りを行うインタフェースの提案

図 1 (a) 提案する運動覚インタラクションの概要: 運動覚帰還を基に相互に筋活動状況を知覚できる (b) 応用シナリオ:蹴り出しタイミングの共有による歩行機能訓練支援，神経筋疾患の伝送による介助者の理解の支援 (c) 開発した装着型デバイス

Fig. 1 (a) Conceptual representation of the proposed interaction (b) Concrete Scenarios (c) Developed devicesがなされてきたが [4]，ヒト-ヒト間で運動覚チャンネ
ルを通して身体運動感覚を相互共有する試みはない．
基本的生活動作 (ADL) に影響し，介助者を含む生活の質

1.3 応用シナリオ(QOL) の低下を招く．こうした神経筋疾患と日常生活での1.3.1 インタラクティブ・リハビリテーション

障害について周囲の介助者やリハビリテーション中の療法リハビリ中の患者と理学療法士が運動感覚を共有するこ士，そして社会全体が理解することが重要である．そこでとで自然な教示と確認を支援することが考えられる．近提案する運動覚共有システムを用いて疾患の本質的な特性

年，下肢装着型のパワーアシスト外骨格を用いた下肢麻痺を患者と時空間を共有しながら自身の身体上で再現するこ患者の歩行機能訓練が行われている．これは生体電位センとで，製品や空間デザイナ，そして家族がその疾患を身体サにより装着者の動作意思を推定し，関節位置に取り付け知として理解することを支援する（図 1(b) 右）．

たモータで歩行動作を行うことでその機能改善を支援する

1.3.3 インタラクティブ・スポーツトレーニング

ものであるが，外骨格による関節軌道の教示に加えて蹴り運動技術の形成には形やフォームといった他者の視点か出しタイミングの学習も重要となる．こうした瞬発的な筋ら得られる客観的な運動構造情報に加え，体幹や筋発揮の発揮の時間的情報 (タイミング) を理学療法士と共有するこ

強弱といった自己身体感覚の修得が重要となる．これらがとで，その確認や教示を可能とする (図 1(b) 左)．

重要となる剣道や水泳といった種目の訓練において，選手

1.3.2 神経筋疾患の共有による介助者の理解の支援とコーチの間で運動覚を同調することで体性感覚を通じたパーキンソン疾患を代表とする神経筋疾患の特性とし筋発揮量やそのタイミングの確認と教示を可能とする．て手指の振顫や筋の固縮が挙げられる．これらは患者の© 2016 Information Processing Society of Japan549

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Selector & Filter

C pol

BiQiad Digital
BandPass Filter

AB

R pol

C pol

RsCpRpGate Switches

Cp

Discharge Switches

ADCRp

R pol

DigitalcontrolStimulus Circuití

Stimulus Pulse
f = 1 - 40 HzDigital
controlIsolation
C pol

íííí

time[s]íííí
time[s]

PhotoMOS Relay

V+Reffc

LPF:1.59Hz

GND



Microcontroller

Multi-plexer | LPF:1kHz | Amplifier

Amplitude[V]

R pol

Rs

Pre Amplifier
Protector | Voltage Follower | Diff. Amp

A

UART

25-35V
10mA Polyswitch

DC/DC Converter9V
Wifi / TCP

Amplitude[V]GateSkin andElectrodes Discharge
Switches Switches
Deep tissues

162B202016/3/3

図 2í

システム構成: 電極，放電機構，切替機構，EMG 計測回路，EMS 回路，マイコン
Fig. 2 System configuration of the proposed system

2. 提案手法

図 3

刺激パルス，放電区間，計測区間のタイミングチャート

Fig. 3 Timing chart for stimulation and the measurement

測と EMS を同時に実現する場合，EMG 計測回路の破壊を防ぐため計測と刺激が互いに干渉しないようにする必要が本システムは，EMG 計測システム，EMS システム，同ある．加えて，刺激直後には生体が帯電し EMG 信号が変一筋における EMG 計測と EMS を同一電極により同時に質又は消失してしまうため，生体内の残留刺激電荷を放電実現するための電極分離機構と電荷放電機構で構成する．

する必要がある．本システムでは EMG 計測システムにおける保護回路の動作を刺激信号と同期させ，計測回路と電2.1 EMG 計測システム

極を電気的に分離する機構と，刺激後の生体の残留電位をEMG 計測システムの概要を図 2 に示す．本システムは放電する新たな電荷放電機構，それにデジタルフィルタを湿式電極，電極分離機構，ボルテージフォロワ，差動増幅用いて刺激によるアーチファクトを除去する手法を提案す

回路，ノッチフィルタ，バンドパスフィルタ及び後段増幅る．図 3 に保護回路と筋刺激のタイミングチャートを示す．

回路で構成する．電極には銅箔テープにより作成した差動刺激電位を出力している区間はリレーが解放状態となり，電極 2 つと基準電極 1 つの計 3 つを用いる．Photo-MOS

電極は計測回路から切り離される．刺激電位を出力していリレーを用いて電極を計測回路から分離・再接続することない区間はリレーが接続状態となり，放電時間を経た後，で，筋刺激時に共有電極を経由して刺激電位が計測回路に電極は計測回路に再び接続される．Bi Quad 6 次ノッチ流入し破壊することを防ぐ．差動増幅回路により差動電極フィルタのカットオフ周波数を刺激周波数と同期させるこから得られた EMG 信号を差分増幅し，差動ノイズを除去とで，動的な刺激周波数の変動に合わせてアーチファクトする．差動増幅素子に計測波形の直流成分をフィードバッの軽減を行う．さらに Bi Quad 4 次バンドパスフィルタにクすることで直流ノイズを除去する．RC フィルタによりより EMG 信号以外の周波数成分の除去を行う．Muraoka

商用ノイズおよび不要な周波数帯域を除去する．

らは計測と刺激を 60ms 間隔固定で行う機構を提案しているが (16Hz)[5]，本システムでは刺激周波数 1-40Hz の区間2.2 EMS システムで動的に変更しながら EMG 信号を同時に計測できるとEMS システムの概要を図 2 に示す．本システムは湿式電いった利点を持つ．また電荷放電機構について，Muraoka

極，リレー，昇圧回路，電流制限素子で構成する．電極にはらは電極間を短絡させることで生体内の電荷を放電する手基準電極と印加電極の 2 つを用いる．Photo-MOS リレー法を提案しているが [5]，本システムでは電極間を短絡さを用いて刺激回路と制御回路の電源境界を分離することで，せた後に基準電位に短絡させる事で従来手法と比べ高速な刺激の制御信号と実際の刺激電位を電気的に絶縁し逆流に放電を実現している．電極分離や放電のタイミング制御やよる制御系の破壊を防ぐ．刺激パルス幅は 0-600us，振幅デジタルフィルタの構成をマイクロコントローラで行う．

は 25-35V の範囲で調整可能とする．刺激周波数は EMG

Wiﬁ モジュールを用いて TCP/IP 通信で他者のユニット計測を維持した状態で 1-40Hz の間で動的に変更できる．と通信を行う．

昇圧型 DC/DC コンバータを用いて刺激電位を生成する．
自己復帰型ヒューズを電源直後に挿入し，人体に過剰な電流が流れることを防ぐ．

3. システム構成
筐体は約 60mm × 60mm × 25mm であり，上腕部に装着可能な寸法である．電極には市販の低周波治療器に用い2.3 同一筋における EMG 計測と EMS を同一電極により同時に実現する機構

同一筋組織に対して同一の電極を用いて同時に EMG 計© 2016 Information Processing Society of Japanられる湿式パッド (OMRON 社製) を用いる．刺激電位の生成には 3.3V の小型 Li-Po バッテリを 20mA の自己復帰型ヒューズによる電流制限を設けた上で昇圧して使用する．

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Hard32
10Electrodes
for EMG & EMS

Vibrator

R 2 = 0.9936
N = 5 (225trials)

4

Subjective ScaleMotion Capture Markers

Light0d0

d0 + Td0 + 2T

d0 + 3T

Stimulus Pulse Width
determined by trainer’s exertion[us]

図 5 主観知覚評価実験の結果

Fig. 5 Result of perceptual experiment

揮とその感覚の提示における感覚的整合性と空間的整合性，
Co nv ey

時間的整合性を保ちつつ，教示と確認が可能な双方向性を兼ね持つという特徴を持つ．開発システムは EMG 計測シ
ステムと EMS システム，さらに同一筋に対する EMG 計

LeanerTeacher

測と EMS を同一の電極を用いて同時に実現する機構で構

図 4 (a) 実験設定 (b) 運動覚伝達の様子成した．また提案システムにおける主観強度評価実験を行Fig. 4 (a) Experiment setup (b) Overview of the sync

い，5 段階で運動覚の伝達が可能であることを確認した．
提案する運動覚同調を基にした身体性共有手法は，他者の4. 知覚評価実験

随意運動意思を時空間を共有した状態で伝達するため，高い共感が得られることが期待される．

運動覚教示における学習者の主観知覚強度ついて評価する．教示者は無作為に指定された把持力の範囲内で筋発揮を行う．筋発揮量に合わせて刺激パルス幅を 0-(d0 +3T )[us]の範囲にマッピングし，学習者の前腕を刺激する．学習者

5.2 今後の展望
今後は電極のマルチアレイ化や，刺激後の残留電位を生体電気モデルを用いて解析しその特性を明らかにする事では提示運動強度を 5 段階で回答する．初期値 d0 は被験者放電時間の最適化と最大刺激周波数の向上を行いたい．ま毎に調整し刻み幅 T は 70us で固定とする．学習者の電極た応用について，パーキンソン疾患の生体電位計測と身体付近に振動モータを取り付け，EMS の動作に伴う皮膚振動作計測を通して提案システムによる再現度の評価を行い，動の状況を隠蔽する (図 4(a))．学習者は自身と教示者の手疾患の理解の支援と空間環境の評価のための取り組みを実指動作を視認しない．被験者 5 名，計 225 試行実施した．

施してゆきたい．また新たなインタラクティブ・スポーツ

教示者の運動強度の推定に基づく刺激パルス幅と学習者訓練支援の検証も行いたい．の主観知覚尺度の結果を図 5 に示す．これより，教示者の運動強度と提示先の知覚尺度に線形の相関が認められた(R = 0.9936)．加えて刺激パルス幅が大きくなるに従って標準偏差が大きくなる傾向が認められた．これは感覚の強参考文献[1]

さの差を感じる最小の値（丁度可知差異）が刺激強度に比例して増すことを示すウェーバーの法則と一致する．また[2]

実験終了後に教示者と提示先の被験者のコメントによるフィードバックを収集したところ，”身体運動とその感覚の共有により上腕が連接しているような感覚になった”と[3]

いった意見や，”終了後に手首の反復動作の感覚が強く残った”といった運動記憶に関する指摘が得られた．

5.

まとめと今後の展望

5.1 まとめ
本稿では運動感覚を体性感覚経由で同調するインタラクションの提案とデバイス開発について述べた．これは筋発© 2016 Information Processing Society of Japan

[4]
[5]

[6]

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Y. Tsubouchi and K.Suzuki, ”Biotones: A Wearable Device for EMG Auditory Biofeedback,” in Proc. of IEEEEMBS, pp.6543–6546, 2010
S. Kurosawa, H. Kambara and Y. Koike, ”Perception ofMuscle Activity and a Training System,” IEICE Technical Report, pp.35–40, 2009
Pedro Lopes et al., Proprioceptive Interaction, in Proc.
of CHI, 2015
Y.Muraoka et al., Speciﬁcations of an electromyogramdriven neuromuscular stimulator for upper limb functional recovery, in Proc. of IEEE EMBC, 2013
J. Nishida et al.,A Wearable Stimulation Device
for Sharing and Augmenting Kinesthetic Feedback, inProc. of Augmented Human, pp.211–212, 2015

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