立石科学技術振興財団

助成研究成果集(第29号) 2020

[ 研究助成 (C) ]下肢荷重の視聴覚フィードバック機構を有した歩行訓練システムの実用化に向けた検証
Verification for practical application in gait training system with audio- visualfeedback function of ground reaction force
2197011

博士後期課程

福山

大分大学

教授

池内

大分大学

技術職員

阿部

研究代表者

大分大学大学院

共同研究者

慧秀

隆
功

直接測定した床反力を利用し，視覚・聴覚の両[研 究 の 目 的]方を使用して訓練者にリアルタイムに情報をリハビリテーションにおける歩行訓練においフィードバックする点が特徴的である。て，患側下肢の荷重の把握は，歩行能力の向上

歩行時の下肢荷重のフィードバックは，視覚及び再骨折等のリスク回避において重要である。

や聴覚情報を受けながらの歩行となり，同時処下肢荷重を把握する為の手段として，通常，体理の要素を含むことから，訓練者が混乱しない重計を使用している。しかし，これでは歩行中ような，把握しやすい下肢荷重の呈示を行う必の視線が足元に向きやすく，荷重も定位置でし要がある。

か把握できない為，歩行中の荷重の変動が大き

本研究では，患者自身が歩行の状態を把握しい。そ こ で 我々 は，図 1，図 2 で 示 す よ う な

やすく歩行訓練が円滑に行えるよう，医療機関

ディスプレイにて前方からリアルタイムで荷重への導入に向けた臨床試験を実施するとともに，が把握できるシステムの開発を行っている。

実用化に向けた装置の改良を目的としている。

我々のシステムは，フィードバック情報として[研究の内容，成果]
Ⅰ．ディスプレイの呈示手法について患者ごとに障害の程度は様々であるため，そのレベルに合った訓練の提供が必要となる。そ図1

システムの概要

こで我々は，患側下肢の支持性が低い段階ある
いは荷重量に制限がある段階の荷重量フィードバックモードと，患側下肢の支持性が十分保たれている段階あるいは全荷重をかけてよい段階の荷重時間フィードバックモードの 2 つのモードを作成し，選択できるようにした。また，実用的な歩行訓練の支援を行うためには，患者が

図2

訓練システム使用中の様子すぐに理解しやすく，安全に歩行できるディス― 1 ―立石科学技術振興財団

プレイの呈示を行う必要がある。そこで，ディ助成研究成果集(第29号) 2020

(2) 荷重時間フィードバックモード

スプレイの呈示方法について，リハビリテー

人の歩行サイクル (1 歩行周期) は，図 4 のション専門病院の理学療法士と入院患者に協力

上段に示すとおり，片足支持期間が左右で各々を得て情報収集を行った。その助言に基づいて，

約 40% あり，両足支持期間は合計で約 20% あ使用者が荷重を簡単に把握できる表示方法の検ると言われている。一般的に健常人は，この割討を行った。

り当てられた配分で，左右対照的な歩行が行え(1) 荷重量フィードバックモードている。

図 3 のように，歩行時の荷重量は，左右に設しかしながら，リハビリテーションが必要なけた矩形状のゲージで示している。このゲージ

下肢に障害を持たれている患者の場合は，このの中には，黄色の線で荷重量の目標値を表示で配分とは異なる歩行リズムを呈していることがきるようにしており，視覚的にフィードバック多く，左右の非対称性が顕著に見られている。

し，患側下肢の荷重の調整が行えるようにしてしたがって，この時間配分に基づいて，歩行のいる。また，この黄色の線に達すると，アラー

目標リズムをディスプレイにて患者に呈示する

ムが鳴るように設定することができ，聴覚的にことにより，下肢の振り出すタイミングを学習

もフィードバックを行い，荷重の調整を行うこすることができ，理想的な歩行リズムの再獲得とが可能となっている。

を促す効果を期待している。ただし，歩行リズ

なお，目標値の設定は，患者の歩行状態に応じて，随時調整することが可能であり，段階的ムを調整するためには，患者が認識しやすい呈示を行う必要がある。
そこで我々は，次に示す 3 つの呈示パターンに患側下肢に荷重を誘導することができる。さらには，訓練システムを使用している間は，を選択できるようにした。

PC にデータが記録されるため，訓練後に，歩① 落下ターゲットパターン

行状態を振り返ることが可能であり，運動学習を促す効果も期待できる。

こ れ は，図 5a で 示 す よ う に，左 右 各々 のターゲットが上から下に落下する。使用者はそのターゲットが下に着いた時点で，図 5b のようにタイミングを合わせて足を着地させることで，歩行リズムの獲得を促すものである。
ターゲットが落下するタイミングについては，
図 4 の下段のとおり，右足の場合は，つま先が

図3

図4

歩行時の荷重量の呈示

図 5a

落下ターゲットのイメージ

図 5b

落下ターゲットの使用場面

歩行周期とターゲットの関連性※上段の図は「中村隆一，斉藤宏：基礎運動学第 5 版，医歯薬出版(2000)」より転載― 2 ―立石科学技術振興財団

0.167 Tt(s) 後に離地し，0.833 Tt(s) 後に接助成研究成果集(第29号) 2020

③ 上下動ターゲットパターン地することが理想的である。左足の接地時間

こ れ は，図 7a で 示 す よ う に，左 右 各々 のT  は，左足が接地した際の床反力の増加にターゲットが上下に移動する。使用者は図 7bよって検出できるため，右足のターゲットはのように，そのターゲットの動きに合わせて，T =T +0.167 Tt で 動 き 始 め，T =T +各々の足の離地と接地を繰り返して歩いていく。

0.833 Tt で終点に到達する。同様に，左足におターゲットが動くタイミングは落下ターゲットいても，右足の接地時間T をトリガーとして， と同じである。
同じ処理を繰り返すことで視覚的なフィードバックを実現している。

Ⅱ．臨床試験について② 円弧ターゲットパターン(1) 臨床試験の対象

こ れ は，図 6a で 示 す よ う に，左 右 各々 の① 脳血管疾患により片麻痺を呈し，Brunns-ターゲットが弧を描くように左右に移動する。

trom stage にて stage Ⅳ以上と診断され歩使用者は図 6b のように，ターゲットが各々の行が安定している方。

足側に移動する軌跡を追いながら足を振り出す② 下肢骨折により片側下肢の荷重制限があり，ように歩いていく。ターゲットが動くタイミン

医師の診断にて，免荷を行えば歩行訓練可

グは落下ターゲットと同じである。

能と診断された方。
(2) 臨床試験のプロトコル

図 8 で示す手順にて，下記のとおり実施する。
① 鏡と体重計を使用した通常の歩行訓練を，理学療法士の指導のもとで連続 3 往復実施する。
図 6a

円弧ターゲットのイメージ② 鏡と体重計を除去した状態での歩行を 1 往復実施する。
③ 本システムを使用した歩行訓練を，理学療法士の指導のもとで連続 3 往復実施する。
④ ディスプレイを除去した状態での歩行を 1往復実施する。

図 6b

円弧ターゲットの使用場面※荷重時間フィードバックモードでは体重計は使用しない。

図8

図 7a 上下動ターゲットのイメージ臨床試験の手順(3) 臨床試験の結果

図 9 は，左大腿骨骨折により，左下肢の荷重量が体重 (40 kg) の 80% に制限された患者の結果を示している。従来の方法 (図 9a) の場
合，歩行の全ての期間で，荷重量の変動が大き
図 7b

上下動ターゲットの使用場面い状況であった。しかしながら，本システムを― 3 ―立石科学技術振興財団

図 9a 体重計と鏡を使用

図 9b

図 10a

荷重量フィードバックモードを使用

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鏡のみを使用

図 10b 荷重時間フィードバックモードを使用 (上下動ターゲットパターンを選択)用いた場合 (図 9b) は，歩行開始時は，荷重の変動を認めるものの，歩行中期以降は，指定された荷重量を維持できる状況であった。
したがって，下肢の骨折などで免荷制限のある患者に対しては，本システムを用いることで，過負荷を予防でき，再骨折等を防止できる可能性がある。実際に，この患者は患側下肢に痛みを感じることなく安全に歩くことができた。
図 10 は，脳卒中により右片麻痺を呈された患者であり，歩行に杖や平行棒等の支持物は必図 11

センサ厚みに対する荷重と電圧要ないが，右立脚時間の短縮がみられ，非対称性の歩容を認めた患者の結果を示している。従患者に選択してもらい，上下動ターゲットを採来の方法 (図 10a) の場合，両下肢共に立脚時用した。また，図 10 と図 11 における力のベー間に変動がみられる状況であった。しかしながスラインは，時間経過とともに変化 (増加またら，本システムを用いた場合 (図 10b) は，両は減少) がみられる。この要因としては，本シ下肢共に荷重時間が均一で，一定のリズムを維ステムに使用しているフォースプレートの特性持できる状況であった。よって，バランスの良によるものと推定される。

い歩行を獲得できる事で，エネルギー効率が改善し，今までより長距離が歩ける可能性が考えⅢ．自作センサの開発
歩行中の荷重の計測には市販のフォースプられると共に，歩行時の転倒予防にもつなげられる可能性がある。

レートを用いているが，実用化に向けて自作の実際に，この患者は，介入前は左側に身体がセンサを組み込んだシステムに改良することに傾いていたが，歩行中は姿勢が正中位を保つこより，システムのコストを抑えることを検討しとができており，ふらつきの軽減を認めた。

た。ロードセルを用いたセンサを作成し，そのなお，今回の本システムの呈示パターンは，基礎特性を検討した。

― 4 ―立石科学技術振興財団

助成研究成果集(第29号) 2020

一般構造用圧延鋼材 (SS400) にひずみゲー

適厚さを検討する必要がある。また，実験結果

ジ (KYOWA 社，KFGS-10-120-C1-11 L3M3R)

より算出した荷重と電圧の関係式より歩行時のを貼り付け，鋼材の厚みに対するひずみゲージ荷重を計測することができる。

からの出力電圧を評価した。ひずみゲージから[今後の研究の方向，課題]の 電 圧 は 動 ひ ず み 計 (KYOWA 社，DPM911B) を使用した。鋼材の厚みは，9 mm，10mm，11 mm の 3 種類とした。荷重を加える

本研究では，本システムの実用化に向けて，

装 置 は，イ ン ス ト ロ ン 万 能 材 料 試 験 機ディスプレイの呈示方法を提案し，提案された(INSTRON 社，5865) を使用した。鋼材にかシステムを使用して臨床試験を行い，結果を提かる荷重を，鋼材の前方 1 点にかかるように六示した。本システムの有用性を証明するには，角ボルトを使用し，六角ボルト上面を押すよう引き続き臨床試験のデータを収集していく必要に配置した。

がある。また，システムの低コスト化，力の荷重は 0 N〜1,700 N の範囲とした。測定はベースライン変動の解消などを目的とし，自作鋼材の変化量[mm]，およびひずみゲージで出センサを用いてフォースプレートシステムを新力される電圧[V]とした。また，測定回数は各たに製作する予定である。

厚み 3 回とした。各厚みの荷重平均値と電圧平均値の関係を図 11 に示す。

[成果の発表，論文等]

図 11 より，厚み 9 mm の電圧値が大きくセ

福山慧，池内秀隆，阿部功：足荷重視聴覚フィードンサとして感度が良いということがわかった。

バック機構を有した歩行訓練システムの画面提示手センサで使用する鋼材の厚みは，薄い方よいが，法に関する検討，LIFE2019，2019 年 9 月 12 日−

一方で強度の問題があり，耐久性を考慮して最― 5 ―14 日，神奈川