ABML2011

O3-4

2011年11月3日-5日 東京（芝浦工業大学）

制御型短下肢装具の歩行制御モデル開発のための基礎的検討
Basic study on development of control model for intelligently controllable ankle-foot orthosis○菊池武士（山形大）

荘司彰人（山形大）

増田恭伸（山形大）

田中利昌（山形大）

谷田惣亮（佛教大）Takehito Kikuchi, Akihito Shoji, Toshimasa Tanaka, Yasunobu Masuda, Yamagata University
Sousuke Tanida, Bukkyo University
Abstract: We have developed several types of intelligently controllable ankle-foot orthosis (i-AFO). In the previous report,
we discovered that the rotational velocity of planter flexion of foot during initial contact to foot flat shows a significant
relationship with walking speed of a patient who suffering from flaccid paralysis in his ankles. This fact has a potential touse as a control model for the i-AFO. In order to confirm it for more numbers of subject, we conducted gait experiments
for healthy subjects. We developed a new measurement system that can realize (1) the phase detection of gait, (2)measurement of ankle angle, (3) that of step length, and (4) that of stride width, simultaneously. Experimental results showthat periods of initial contact to foot flat doesn’t correlate with walking speeds. Additionally, the rotational velocity ofplanter flexion of foot during initial contact to foot flat depends on walking speeds, step lengths and angles of planter
flexion.
Additionally, we proposed a new structure for an adjustable lot which can be used as an adjustable part of AFO.
Key Words: Ankle-Foot Orthosis，step length, stride width, gait analysis, turnbuckle
1. 諸言
脳卒中をはじめとして，さまざまな疾患により下肢機能に障害を持つ多数の患者がいる．歩行動作は日常生活活動(ADL)の自立にとって，また生活の質(QOL)を向上させるものとして重要な要素である．そのため臨床では，歩行を補助するものとして，様々な装具が開発されている．なかでも短下肢装具(Ankle foot orthosis: AFO)は歩行補助としてよく使用されており，近年，電子制御によって足関節トルクを制御可能な短下肢装具の研究が多数報告されている．例
えば，MIT で開発された AAFO がある(1)が，アクチュエータを用いた動的な装具の場合，機器の大型化と重量の増加が問題となる．そこで我々は，MR 流体を用いたコンパク
ト MR 流体ブレーキ(Compact MR Fluid Brake: CMRFB)を開発 し ， こ れ を 用 い た 制 御 型 短 下 肢 装 具 (Intelligentlycontrollable ankl-foot orthosis, i-AFO)を開発した(2)．MR ブレーキは磁場の印加により高速にせん断応力を制御できる
MR 流体を利用したブレーキであり，構造が簡単で軽量化・小型化が可能，消費電力が少ない，動作音が小さい，電流で制御するため応答が速い，といった利点がある．
我々は先行研究で，ある被験者において歩行速度と足関節の立脚初期の底屈速度に相関関係があることを確認した(3)．この相関関係を i-AFO の歩行制御モデルに活かすことにより，歩行速度に合わせた最適な歩行を実現できる可能性がある．
そこで本研究では歩行速度と立脚初期の底屈速度の関係，並びにその他の歩行パラメータの関係性を評価するために，フットスイッチ，電気式ゴニオメータ，Kinect センサを応用したセンサシステムを開発し，健常者において歩行実験を行ったので報告する．また，複数の被験者において制御型装具の実験を実現するための継手軸の位置を被験者ごとに調整可能な関節軸調整可能短下肢装具についても述べる．
2. 制御型短下肢装具(i-AFO)の制御方式
図 1 に人の通常歩行の歩行状態を示す (3)．対象とする足O3-4-1のかかとが接地してからつま先が接地して足が地面に対してフラットになるまでを本稿では立脚初期(Initial contact,
IC から Foot flat, FF)もしくは Phase 1 と定義する．また，足が完全に地面から浮いて次のかかと接地まで遊脚期(Swing phase)と言い，Phase 4 と定義する．既報で開発した
i-AFO においては，
1. Phase 1 において適切な速度でつま先が過度に底屈するのを制御することにより，適度な体重移動と膝折れ防止を実現し，
2. Phase 4 においてつま先の底屈をブレーキで防止し，地面とつま先の十分なクリアランスを確保する，ことを基本機能とした．ここで，上記の後者は速度目標値を零として速度フィードバックすることで容易に実現可能であるが，前者に関して適切な制御目標値がわかっていなかった．本稿の目的の一つは，まず健常者の歩行において歩行速度と Phase1 （立脚初期）の底屈速度を調査し，その i-AFO の制御モデルとして有効な情報が得られるかどうかを検証することである．

Fig. 1

Gait cycle

3. 歩行分析システム
3-1 脚位置計測センサ
Microsoft Kinect センサ TM は，RGB カメラを１つ，赤外線測長センサを１つ，赤外線発信部を１つ持ち，センサの前投影面における２次元的な距離情報を取得できることから人の動作解析にも有効なセンサとして使用できる．筆者

らは既報(4)にて，この Kinect センサを用いた脚位置計測アルゴリズムを開発し，実験的にその有効性を検証した．本稿でも同様の計測法を利用する．このセンサを用いることにより，歩行中の歩幅（Step length）と歩隔(Stride width)をマーカ等の目印なしでリアルタイムに計測することができる．

Fig. 23-3 ゴニオメータ
左右の足関節角度を計測するために，電気式ゴニオメー
タ SG110 及び Flexible Goniometer System (Biometrics 社製)を使用する．
3-4 全体システム
上記３種のセンサからの情報を１つのラップトップ PCに入力し，これらの情報を同期して計測するためのシステムを開発した．Kinect の計測周期は約 30Hz であり，その他のセンサの計測周期は 1kHz である．センサ系全体の信号図を図 5 に示す．

Step length and stride width

Controller (Laptop PC)

Fig. 3RFoot sensors

Synchronization signal

3-2 フットスイッチ
本稿ではフットスイッチとして株式会社東京センサ製のクリックスイッチを使用した．ジャイロや加速度計を利用した歩行状態判別に関する研究は多く行われているが，すべて推定値であり，立脚初期は一歩行周期の１割に満たない短期間の現象であるため，上記の推定方法では誤差が大きいと判断した．そこで本稿ではスイッチによる直接的な計測を用いた．
図３にスイッチの貼付位置を示す．また，図４にスイッチのための電気回路を示す．スイッチはかかとに一つ，つま先（MP 関節下部）に二つ貼付し，つま先のスイッチはどちらか一方でも踏まれれば接地判定できるようにした．
各スイッチの OFF(0)/ON(1)状態と図 1 の各 Phase の関係を
表 1 に示す．

Analog input

KinectUSB

Kinect loop (30Hz)

Gonio loop (1kHz)

Image Processing

Signal Processing

Step length,
stride width

Gait phase,ankle angle

Digital input

Experimental data

Fig. 5Signal flow of sensor system

4. 歩行実験
4-1 実験方法
被験者（健常男性３名，22-32 歳）にトレッドミル上で歩行してもらい，上記のセンサシステムにて計測実験を行った．図 6 に実験の様子を示す．トレッドミルの歩行速度の設定は 1.0, 1.5, 2.0, 2.5, 3.0, 3.5, 4.0km/hour の７条件として，各歩行速度に対して 10 歩行周期の歩行計測を各３回ずつ実施した．

Position of foot switch

RRR
Right heel

AD4

Right toe

AD3

AD2

Left heel

Left toe

AD1EFig. 60V
Fig. 4
Table 1

Environment for measurement

4-2 解析方法
図 7 および 8 に実験によって取得される計測データのグラフを示す．図 7 はフットセンサシステム（ゴニオメータとフットスイッチ）による取得情報である．フットスイッ
チの情報（表 1 参照）より，各歩行周期における立脚初期（Phase1）の期間(tic[s])を得る．また，この期間の底屈方向の平均速度から平均底屈速度(ic[deg/s])を得る．
図 8 は Kinect センサによる計測データである．Kinect データにより得られた右足までの距離と左足までの距離の差を実線で示す．この曲線は一歩行周期の間に一周期の変動を示すが，正の最大振幅は右足が左足に対して最大の前進

Electric circuit for foot switches

Relationship between pattern of switch outputs andgait phase of Fig.1
Toe
Heel
Phase01
Phase 111
Phase 210Phase 300
Phase 4O3-4-2をした状態であり，これを右足が前の状態の歩幅と同等と考える．逆に，負の最大振幅は左足が前の状態の歩幅と考える．Kinect センサにおける歩隔とは，脚の中心軸間の距離であり，臨床現場における歩隔の定義とは異なる．本稿
ではある歩行速度に対する実験データ全体の歩隔を平均化して整理する．

Drop speed of foot [deg/s]

300

201100–100104Fig. 7

100Switch

Angle [deg]AngleHeel switch
Toe switch

200Fig. 105Time [s]23Walking speed [km/h]

4Walking speed vs. drop speed of foot1

Experimental data of foot sensor system (sample)

Step
Step0.1
045Step length [m]0.20.40.20–0.2–0.4

Stride width[m]Difference of legs [m]Distance to legs
Stride width

0.5Time [s]Fig. 80Experimental data of Kinect sensor (sample)

4-3 実験結果
センサシステムによる歩行実験の結果を以下に示す．今回は被験者の右足に着目した．図 9 は歩行速度と立脚初期の時間，図 10 は歩行速度と底屈速度，図 11 は歩行速度と歩幅，図 12 は歩行速度と歩隔の実験結果である．図中において，○は被験者 A，□は被験者 B，△は被験者 C である．

Fig. 1123
Walking speed [km/h]

4Walking speed vs. step length

Stride width [m]

0.3

0.1

Period of phase1 [s]

10.2

0.1

0.05
0Fig. 12123Walking speed [km/h]

23Walking speed [km/h]

4Walking speed vs. stride width

4-4 考察図 9 より，歩行速度の上昇によって Phase1 の間隔はあまり変わらないことがわかる．また，図 10 より，歩行速度に対して立脚初期の足関節の底屈速度はやや増加傾向にある．
よって，足関節の底屈速度は，立脚初期の角度変化に依存していると考えられる．歩行速度が遅い（2km/hour 以下の）場合は，足関節の角度変化は小さく，ほぼフラットに接地する．一方，歩行速度が 2km/hour を超える場合は，歩行速度に従って角度変化が大きくなった．これは図 11 にあるように歩行速度の上昇により歩幅が増加していることが関係していると考えられる．つまり，歩行速度の上昇→歩幅の0Fig. 914Walking speed vs. period of phase1O3-4-3

増加→立脚初期の角度変化の増加→立脚初期の底屈速度の上昇，という関係が考えられる．
図 11 より，歩行速度の上昇に対して歩幅は直線的に増加しているが比例はしない．このことから，人は歩行のリズムと歩幅の両方を変えることで歩行速度を調整している．
図 12 の歩隔に関しては制御モデルの参考として評価し難いが，制御の結果の良否を判定する評価指標として使用できる可能性がある．
5. 関節軸調整可能短下肢装具
5-1 装具のアライメント
生体の足と装具のアライメントにおいては下記の条件を満たしていることが重要である(5)．
(a) 装具の足底部と床面が広い面積で接触(b) 解剖学的関節運動軸と装具の機械的継手軸の一致(c) 身体の外郭線と装具の曲線との適合
この３つの条件が満たされていないと，装具の機能低下，患部の機能障害・変形の増加につながる可能性がある．
(b)に関係する装具の継手軸位置の設定基準は，床面に平行，外果中心を通る， 水平面において足部中心線（踵と第２指を結ぶ線）に直交する，というのが一般的である(6)．
成人の男女において，床面からの外果の高さは52~88[mm]，踵から外果までの距離は 34.5~69[mm]，果間幅は 58~86[mm]の範囲で個人差がある (7)．よって，以下の設計仕様を決定した．
(I) 継手軸の床からの鉛直距離を 52~88[mm]で調整可能(II) 踵 か ら 継 手 軸 ま で の 矢 状 面 か ら 見 た 水 平 距 離 を34.5~69[mm]で調整可能(III) 継手軸間距離は最大で 86[mm]とする．
5-2 新規関節軸調整機構の提案
装具の調整機構は様々あり，角度調整機構の 1 つであるターンバックル機構は，骨折及びその手術後に見られる拘縮に対する矯正装具に用いられている (8)．ターンバックルは胴と右ねじと左ねじで構成されていて、胴を回転させると伸縮し長さを調整できる．今回，このターンバックル機構
を装具の足継手と足底板の間に取り付け，5-1 の(I)に示す
短下肢装具の継手軸の高さ調整に用いることにした．
しかし，市販のターンバックルは胴とボルトが 1 重であるため，変形量が不足する問題がある．そこで，ねじ部が多重のターンバックルを 2 種類提案する（図 13）．左図は一般的なターンバックルと同じく両側に伸縮し，右図は下方は空転し上方のみ伸縮する構造である．左は緩み止めのナットとねじ込み部分がそれぞれ 4 つ必要であるのに対し，右はそれぞれ２つで済みシンプルな構造となってなる．

Fig. 13 Adjustable lot for ankle-foot orthosis with turnbuckle
mechanism (Left: double-side multiple type, right: single-sidemultiple type)O3-4-4

6. 結言
本稿では，歩行速度と立脚初期の底屈速度の関係，その他の歩行パラメータの関係性を評価するための，フットスイッチ，電気式ゴニオメータ，Kinect センサによるセンサシステムについて述べ，このセンサシステムを用いた歩行実験の結果を示した．この実験により，(1)立脚初期の時間は歩行速度に依存しない，(2)底屈速度は立脚初期の角度変化に依存する，(3)角度変化は歩幅に依存する，この 3 つの可能性があることがわかった．
今後は，被験者と実験回数を増やして上記の可能性を確認し，歩行速度と立脚初期の底屈速度の関係のモデル化に役立てる．また，継手軸の位置を被験者ごとに調整可能な関節軸調整可能短下肢装具についても設計・製作を進めていく．
謝辞
本研究は，文部科学省によるテニュアトラック普及・定着事業(山形大学)及び科学研究費補助金（若手 B）23700675の助成を得て実施したものである．歩行実験は山形県立米沢女子短期大学の加藤守匡先生のご協力のもと，同大学のトレッドミルをお借りして実施した．ここに記して感謝の意を表する．
参考文献(1) Joaquin A.Blaya and Hugh Her:Adaptive Control of a
Variable-Impedance Ankle-Foot Orthosis to Assist
Drop-Foot Gait，”IEEE Transactions on neural andrehabilitation engineering”，VOL.12，NO.1，2004(2) Takehito Kikuchi， Sosuke Tanida，Development ofThird-Generation Intelligently Controllable ankle-FootOrthosis with Compact MR Fluid Brake， Proceedingsof 2010 IEEE International Conference on Robotics andAutomation，pp.2209-2214，2010(3) 谷田惣亮，菊池武士，古荘純次，小澤拓也, 大月喜久子, 藤川孝満，森本正治，橋本泰典，コンパクト型MR流体ブレーキを用いたインテリジェント短下肢装具の開発と臨床評価に関する研究, バイオメ
カニズム学会誌, Vol.34, No.2, pp.124-131, 2010.
(4) 菊池武士，田中利昌，小林慧吾, 安斎健一, インテ
リジェント制御型歩行車(i-Walker)のための脚位置センサシステムの開発, 第29回日本ロボット学会
学術講演会予稿集, in press, 2011.
(5) 加倉井周一，装具学，医歯薬出版株式会社，pp.55，
2011(6) 日本整形外科学会，日本リハビリテーション医学会，義肢装具のチェックポイント，医学書院，pp.232，2010(7) 河内まき子，持丸正明，2005 AIST人体寸法データ
ベース，産業技術総合研究所H16PRO 287(8) 川村次郎，陳隆明，古川宏，林義孝，義肢装具学，医学書院，pp.253-254，2009