日本ロボット学会誌 Vol. xx No. xx, pp.1〜11, 201x

1

学術・技術論文

片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーション
眞

野

明日香∗

今 村

孝∗

Wearable gait assist mechanism for hemiplegia:
Prototype implementation and its analysis under the walking condition,and veriﬁcation of support eﬀectiveness through simulation
Asuka Mano∗ and Takashi Imamura∗In the aging society, the assistive technology for walking in the rehabilitation and their daily life has been needed
and developed. Especially the exoskeletons which assist the lower extremities movement still have diﬃculties to suitfor their comfortable life. In this study, it is aimed to propose and develop a new walking assist mechanism whichhelps the hemiplegia walking without actuators and sensors. In this paper, the ﬁrst prototype of the wearable mechanism has been proposed and evaluated in experiment and simulation. In the experiment, no eﬀects of the attachmentof the prototype on the walking motion and posture even the prototype accumulated over 4Nm for the walking assist.
In the simulation, the features of the assist mechanism which has two assist terms consists of centripetal and eccentric
contraction of the hip joint muscles were clariﬁed. As future work, next prototype will be designed according to thewalking features of hemiplegic people and evaluated by biomechanical simulation and experiment by subject users.
Key Words: assistive technology, gait assist, human-powered

そして，トレッドミル歩行において，歩行の対称性改善に資す

1. は じ め にる股関節の屈曲・伸展角の改善性能を確認した．

近年の急激な高齢化に伴い，要支援・要介護の需要が急増しこの結果をもとに，本論文では，歩行中の股関節運動の遊脚ている．2023 年厚生労働省による介護保険事業報告書では，要期の振り出しのアシスト機能を有し，人が装着して利用できる支援・要介護認定を受けた人口が 690 万人を超え，2020 年以装着型支援機器の実装を検討する．次節では，既報で得た試作

降は年間約 8 万人ずつ増加している [1]．このような要介護人口機構の実装上の課題を整理するとともに，装着型支援機器に求の増加の防止にむけて，加齢にともなう筋力低下であるフレイ

められる要素を明らかにして，それらの解決策を提案する．

ル予防を目的とした介護予防運動の取り組みが活発化している．

1. 1 歩行中の股関節動作支援の検討

一方で，脳卒中による片麻痺や運動中の怪我などにより運動機

Figure 1 に，人の歩行における，左右脚間の運動状態の時間能の欠損・低下が生じた場合，介護予防運動の継続すら困難となり，車椅子や歩行器などの支援機器に頼らざるを得ない状況となる．
これに対して，著者らは既報 [2] で，歩行動作の重要性に着目し，片麻痺者のリハビリテーションから日常生活への復帰まで，一貫したサポートの実現を目的とした，装着型歩行支援機器を提案している．著者らの提案の特徴は，（１）身体機能の変化や改善度合いに応じて調整可能なアシスト力，（２）自身の身体機
能のアシスト動作への活用，の実現を目的とした点にある．特に，片麻痺者にとって（２）にあるような残存機能の活用は重要であることから，ユーザ自身の身体運動を動力源として，脚の振り出しを支援する歩行アシスト手法を提案している．これについて，既報では，健側股関節から患側股関節への運動伝達により，歩行対称性の向上を実現する概念実証のための単関節脚モデルと運動伝達機構を試作した（以下，試作機構と称する）
．
原稿受付
新潟大学
∗
Niigata University∗

日本ロボット学会誌 xx 巻 xx 号

Fig. 1: Schematics of walking cycle—1—

201x 年 xx 月

眞

2

野

明日香

今

孝

こと．

的推移の模式図を示す．Figure 1 において，左右脚は各々濃淡で着色・区分して示す．まず，濃色の脚に着目すると，図の上村(iii) 歩行動作に対する親和性 支援力が残存機能と組み合わさ部（Initial Contact（IC））を接地時とすると，以降時計回りにり適切な歩容を実現すること．

図の左下の離地時（Toe Oﬀ（TO））までが接地期間となる．他の 3 点について，設計提案・検証を行う．

方の淡色の脚は，図の下部（Other side IC）が接地時となり，次章では，検討・提案内容を実現する提案機構の設計・試作

同様に時計回りに図の右上の離地時（Other Side TO）までが結果を示し，3 章では，健常者への装着実験を通して，まずは接地期間となる．両者の動きを比較すると，それぞれの接地か

通常歩行への影響を歩行動作計測により検証する．さらに 4 章ら離地までの期間は，歩行サイクル全体の 60%を占めるため，では，身体内での関節トルクや筋発揮力の計測を要することか

正常歩行においても相互に対称ではない．一方，各脚の姿勢のら，実験により検証の困難な事項について，産業技術総合研究

移行を示す矢印において，濃色の脚の振り出しに支援が必要と所歩行データベース 2019（以下，歩行データベース）[3] を用いなる期間に○を，淡色の脚の蹴り出しにより支援力の供給が見たシミュレーションにより検証するとともに，新規提案機構に込める期間に□をそれぞれ付す．これらを総合すると，本研究おける機構パラメータや機械要素の最適化にむけて，支援量ので歩行支援の対象とする股関節の振り出しと，その支援力とな

見積や所要諸元を検討する方法を提案する．

る反対側の脚の蹴り出しも，歩行サイクル上では完全には対応

2. 提 案 機 構

しない．
さらに支援を要する対象となる，下肢の怪我や片麻痺を有す

本章では，既報で用いた試作機構の改善点に加え，装着型支る場合，その歩行は怪我や疾病の度合いによる個別性が高く，脚援機器に必要となる安全性を考慮した新たな構造を導入し，片間の非対称性，歩行動作の非周期性は健常者よりも増すことが麻痺者への歩行支援に向けた機構を提案する（以下，提案機構想定される．このような場合，強制的に歩行を対称化することと称する）．まず，試作機構からの改善点として，人への装着位

は，身体機能の低下や二次障害の発生，転倒リスクの増加にも置とこれに起因する機構の運動伝達軸の位置設定を検討する．

つながる可能性がある．

次に，左右脚間の運動を常時反転伝達する機構を改良し，支援

特に非対称性を考慮した支援において，既報で示した，「健側

力の支援タイミングを適切化するための蓄積・分離機構を新たに生じた運動を，同時点で直接患側へ反転伝達し，患側の遊脚に提案する．そして，上記で検討した人への装着位置を踏まえ，期支援力として提供する」構造のうち，「同時点で反転伝達」す

大腿部への伝達構造を提案し，機構装着時の安全性を考慮したる機能は，運動エネルギーを一旦蓄積して支援力の大きさや支設計を行う．

援タイミングを調節可能とする機構へ改良する必要がある．また，試作機構は，単関節脚モデルの股関節直上に配置したが，現

2. 1 既報の試作機構とその改善
Figure 2 に，既報で示した試作機構とその検証実験における実的な人への装着状態では，背部・腰部等への装着が必要とな

模擬脚を示す．同図に示す試作機構は，脚運動の反転伝達の概る．これにより，試作機構に対して健側と患側の運動をそれぞ

念実証を目的とし，模擬脚を膝無しの単関節として，その直上れ接続する軸（以下，運動伝達軸）の位置と支援対象となる股に配置とした．そして，健側から患側への運動の反転伝達を実関節中心の位置が，矢状面において前後方向で異なる配置とな証するために，左右脚の運動を試作機構の中央に配置した摺動る．これにより，人の関節構造・自由度，および，機構装着部

機構で常時反転し伝達する構造とした．具体的には，図中 A のと脚側装着点との運動軌跡の差異を考慮し，装着が可能な運動

回転運動が回転軸 B を介して部品 C を揺動し，部品 D が試作伝達機構を再設計する必要がある．

機構の前後方向に摺動する．この摺動により部品 E が揺動し回

上記の課題に加えて，装着型支援機器として，一般に求めら

転軸Ｆおよび G へ回転運動として伝達される．このとき，回転れる安全面の要求もある．装着型支援機器の利用では，座位で軸ＢとＦの位置（部品 C と E の揺動中心位置）が摺動部品 Dの機器装着から，立位への移行，歩行，座位への移行といったに対して上下反転に設定してあることで，G の回転運動は A と過程が想定される．この過程で対象者がバランスを崩し転倒し同量かつ反対方向となる．この試作機構は，A を健側大腿部，た場合，装着型支援機器を身体各部に装着・結合したままでは，
転倒の衝撃に加えて装着した機器に起因する怪我の発生も予想

G を患側大腿部に接続した使用を想定したものである．このとき，健側立脚期の蹴り出し動作（Figure 1 の□の期間の淡色側される．この時，機器が直ちに装着を解除できたり，素材の柔の脚動作）が，試作機構を介して反転伝達され，患側遊脚期の軟性により安全が確保されることが求められるが，同時に支援

振り出し動作（Figure 1 の○の期間の濃色側の脚動作）の支援

力を供給するための構造的・力学的要件を満たす必要がある．
以上を総括すると，試作機構で示した歩行中の脚の対称性の向上に対して，歩行周期間のゆらぎや個人によって異なる歩行の特徴に応じた支援が，装着型支援機器では必要であるといえる．特に，著者らの提案する，残存機能を活用した支援の場合，残存機能で実現できている歩行動作を妨げずに，必要な箇所・タイミングで支援を行うことができ，かつ，それを調節できる機構である必要がある．また，転倒などのアクシデントへの対応も含む安全性を考慮する必要がある．
すなわち，(i) 安全性 対象者の個人的な歩行の特徴を妨げないこと．また万一の事故時に装着機器による悪影響がないこと．

(ii) 歩行支援機能 必要な場面で必要な支援力を蓄積・提供する

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Fig. 2: Overview of prototype proposed in previous paper [2] (Modiﬁed）—2—

xx, 201x

片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーションが実現される．

3

アリングは，脚間の運動伝達に要する軸の回転伝達方向を一方

しかし，試作機構では，脚間の運動は常時反転伝達されるた向に制御する．すなわち，健側から患側を支援する回転運動はめ，Figure 1 において，支援力の供給が可能な期間（□）や支伝達されるが，歩行周期上，患側の動きが健側を阻害する軸の援力を必要とする期間（○）以外では，脚運動が相互に阻害要

回転運動は伝達されない．巻きバネでは，健側・患側間の股関因となっていた．また，摺動機構 D を用いた反転伝達構造によ

節運動による回転角度差に応じたエネルギーが蓄積される．具り，試作機構から脚への運動伝達軸の位置が，股関節回転軸に体的には，Figure 3 において図中上に詳細を示したケーシング

対して健側と患側で異なる高さとなっていた．

（Casing of Spiral Spring）に巻きバネを収め，軸 A を巻きバ

この点について，人への装着を考慮した本論文での提案機構

ネの内周端へ接続する．また巻きバネの外周端はケーシング内の実装上の課題と，その改善策を検討する．まず，提案機構のの突起に固定し，ケーシング裏面で軸 B を接続する．軸 A を装着位置としては，提案機構の重量や容積を考慮し，腰・背部

健側，軸 B を患側のそれぞれ大腿部に接続したとき，健側立脚に仮決定する．次に提案機構と大腿部との接続機構を検討する期（Figure 1 の□の期間の淡色側の脚動作）と患側立脚終期にとき，提案機構の運動伝達軸の位置は，左右対称（脊椎を中心おいて，健側の蹴り出し運動が，ワンウェイベアリングと軸 Aに線対称）とすることが機構設計上および装着上，合理的であを介して巻きバネ内周端を回転させてトルクを蓄積する．そしる．加えて，1.1 で述べたように，左右脚の歩行動作１周期内て，患側が遊脚期の振り出し動作（Figure 1 の○の期間の濃色の挙動から，健側と患側との接続が試作機構のように常時反転側の脚動作）に移行すると巻きバネ外周端より蓄積されたトル接続された状態では，支援力の支援タイミングの適切化が難しクが放出され，患側の振り出し動作への支援が実現される．

い．そこで，新たにバネ要素による蓄積機構とワンウェイベア
リングを用いた新たな運動伝達方法を提案する．

この動作において，健側・患側間の股関節運動の差が，軸 Aと軸 B の回転角度差となり，巻きバネに蓄積され，支援力とな

2. 2 脚間運動伝達機構の提案

る．この機構の提案・導入により，支援力に関して，健側からこれまでに挙げた「運動伝達軸の高さの非対称性改善」「支援のエネルギー蓄積と，患側への支援タイミングの適切化が図れタイミングの適切化」にむけて，Figure 3 に巻きバネを介したる機構となった．
なお，後述する実験において，軸 A，B の回転角度差を計測す

エネルギー蓄積機能を実装した提案機構を示し，その機能を以るために，Figure 3 においては，各軸とタイミングベルトを介し下に示す．
まず Figure 3 の主軸（Main shaft）は，片麻痺者の健側−て接続したロータリーエンコーダ（OMRON，E6B2-CWZ6C）

患側間の運動・トルク伝達を行う運動伝達軸であり，左右脚側を配置した．また，本論文では，実験結果として巻きバネの蓄において股関節から同一の高さに設置することで，左右対称位

積エネルギーを議論する場合，軸 A，B 間の回転角度差として置とした．主軸には，Figure 3 の左側より，ワンウェイベアリ

示す．

2. 3 支援力伝達・装着部の提案

ング（One-Way bearing）と巻きバネ（Spiral Spring）を配置
し，各要素間を軸 A（Shaft A），軸 B（Shaft B）で接続して，前節において，新たな脚間運動伝達の機構を提案機構としてFigure 3 の右側へ回転を伝達する [4]．このうち，ワンウェイベ

示した．これに加えて，人へ装着する際に，対象者の脚（大腿部）と提案機構を安定，かつ，安全に接続する必要がある．ここでの安定とは，構造的な弾性などによって提案機構からの支援力の減衰等が生じないことを指し，また，安全とは，対象者が支援機器として装着した場合に，支援を要しない場面では自身の歩行が妨げられないことを指す．加えて，転倒などの事故が生じても提案機構の装着や拘束が怪我や負担を増加させない
安全性も考慮する．また，提案機構から装着部までの長さに応じて，健側では提案機構への蓄積エネルギーが，患側では提案機構からの支援エネルギーが，それぞれ変化する．このことは，対象者の必要性（下肢の疾病の度合いや，リハビリにおける回復度合いなど）に応じて支援力を調節できることを意味するため，装着位置の可変構造も必要となる．
これらを満たす機構として，Figure 4 に示す平行リンク機構
を用いた装着部機構を提案する．Figure 4 の中央が設計図，左上が試作機の実装結果，右下は対象者の脚側の装着部（以下，脚側装着部）の詳細である．装着部機構は，提案機構の主軸の回転運動を揺動で伝達する 2 本の装着フレーム（Attachment frame）と脚側装着部に設けた装着プレート（Attachment plate）により構成する．そして，提案機構の主軸の運動を脚側装着部に安定して伝達する方法として，Figure 3 の補助軸（Support shaft）
を提案機構内に設け，主軸・補助軸・装着フレーム・装着プレー
トにより構成する 4 節平行リンク構造を設置した．これにより，Figure 4 左上図のように提案機構を対象者の腰・背部に装着しFig. 3: Details of proposed mechanism for energy accumulation

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た状態で，回転中心の異なる股関節運動（大腿部）へ運動伝達
を行う．

—3—

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加えて，装着部機構のうち，装着フレームに関して，安全性の向上を図った．装着フレームは金属材料を用いることで，運動伝達性の向上が見込める．しかし，対象者に転倒等が生じた場
合，装着フレームの接続を容易に解除できない状態となる．そのため，装着フレームは，一部にアクリル樹脂の板材を適用し，金属性シャフト（Metal Shaft）と組合せて構成した．これにより，アクシデントに伴う過負荷が生じた際には，装着フレームのアクリル樹脂が破断することで，提案機構と脚の接続の解除を可能とした．なおアクリル樹脂は，CAD ソフトウェアを用いた力学解析により，提案機構からの支援トルクの伝達が可能
で，かつ，対象者に生じる転倒時の衝撃により破断する板厚を算出して適用した．また，アクリル樹脂と金属シャフトの接続
位置は可変とし，対象者の状態に応じた支援力となるよう調節可能とした．
一方，脚側装着部には，大腿部のセグメント方向に沿ってリ
ニアガイド（ベルトにより大腿部に固定）とリニアベアリングを設置した．装着プレートには，装着フレームの先端部をボー
ルジョイントで接続した．装着部機構のうち，リニアガイド・
リニアベアリングでは，股関節の屈曲・伸展による脚の揺動軌
道と，装着フレームを介した提案機構の運動軌道の差異を吸収する．これにより，股関節の屈曲・進展や内外旋によって大腿部の軌道がずれた場合でも，装着プレートとボールジョイントの自由度により脚側装着部への過負荷を回避できる構造とした．

Fig. 4: Details of proposed mechanism for attaching tolegs

2. 4 提案機構の装着
Figure 5 に，提案機構を試作した結果とその装着状態を示す．
前節で示した装着部機構は，Figure 5(a) のように，腰部から大腿部にかけて装着する市販のベルトにリニアガイドを設置して装着した．また，Figure 5(b) に示すように，腰背部への提案
機構の装着にあたり，脊椎の湾曲に沿う装着面素材を用い，胸部，肩部にかけてベルトにより装着するものとした．実装した提案機構と装着部機構は総重量 6.65kg，幅 490mm，高さ 790〜

950mm（脚に対する装着フレーム長で変動），奥行 320mm であり，このうち提案機構単体では，幅 300mm，高さ 100mm，
奥行 250mm，重量 4.6kg であった．
次章では，提案機構を装着した健常な研究対象者に対して，通常歩行の計測実験を行う．

(a)Prototype mounted （sagittal plane/ frontal plane)

3. 装着実験による動作検証
提案機構の動作検証および負荷を評価するにあたり，第一段階として，正常歩行に対する機構装着の影響を検証する．そのために，提案機構の非装着時および装着時の歩行動作を計測し，歩行特徴量について比較する実験を実施する．
本実験は新潟大学における人を対象とする研究等倫理審査委
員会の審査・承認後，新潟大学長の許可を得て実施した（承認番号：2022-0027）．

3. 1 本実験の目的
これまでに本論文における提案機構の設計指針として，(i) 安(b)Overview of Prototype （sagittal plane/ frontal plane)

全性，(ii) 歩行支援機能，(iii) 歩行動作に対する親和性，の向上を挙げた．
このうち，(i) とは，提案機構の装着によって生じる左右脚へ

Fig. 5: Overview of prototype of proposed mechanism
aimed to wear by human subjectの拘束が，対象者の個人的な歩行の特徴へ与える影響を低減することである．この影響を量的に明らかにし，提案機構の装着要がある．(iii) としては，前章で示した提案機構の特徴の一つ

が歩行動作の安全性に与える影響を評価する必要がある．またである提案機構の装着位置の変更により，得られる蓄積エネル(ii) としては，提案機構から提供される支援トルクの量とタイ

ギー量を変更可能とすることで，対象者の残存機能に応じた支

ミングの適切性を，実装した支援機構の動作により検証する必援力が提供可能であることを評価する必要がある．

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片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーション

5

そのため本実験では，それぞれの観点における検証のために，(i) 提案機構の装着による左右脚動作の対称性を評価するための歩行特徴量，(ii) 歩行中の提案機構の動作と蓄積エネルギー量，(iii) 提案機構の大腿に対する装着位置の違いによって生じる蓄
積エネルギー量の変化の 3 点を定量化する．
本章の実験では，はじめに，(i) の観点での検証を目的とし，提案機構の非装着条件における歩行動作と提案機構装着条件における歩行動作を計測し，歩幅，歩隔，立脚期割合を中心とす
る歩行の特徴量を比較する．また，(ii) について，機構から供給されるトルクを機構動作から推定し，提案機構が供給可能なFig. 6: Experimental setup

支援トルク量とタイミングを評価する．そして，(iii) および 2章で示した支援トルクの調整に対する装着位置変動の活用可能性について実機検証するため，装着位置を膝上，股下の２か所で条件設定し，それぞれの歩行動作において提供可能な蓄積エ
ネルギー量の変化を評価する．

3. 2 実験環境と実験手順
実験における歩行環境を矢状面から観察した図を Figure 6 に示す．本実験では，疾患のない健常成人 10 名（身長 168.1±7.4cm（158cm〜180cm），男性 7 名，女性 3 名，年齢 23.1±1.1 歳）を対象に，提案機構非装着時と装着時のトレッドミル歩行動作を 5 台のモーションキャプチャ（Qualisys 社，ソフトウェア：Qualisys

Track Manager, 計測装置：ProReﬂex MCU 240）により計測

Fig. 7: Support belt with linear guide rail along user’s
thigh segment

する．機構装着条件としては，提案機構の脚部装着位置について，膝上付近（以降，遠位装着条件）および股下付近（以降，近位装着条件）の二つの装着条件を設定した．併せて，機構装着
条件においては，機構内の軸 A・B の回転角度をロータリエン
コーダにより計測し，両者の回転角度差から蓄積エネルギー量を導出した．このとき，マイクロコンピュータ（Arduino Uno）
により同期信号を発信し，モーションキャプチャデータとロー
タリエンコーダの同期を行った．
はじめに，十分な実験説明の後，書面で同意の得られた研究
対象者に実験用ウェアへの着替えを指示し，Figure 7 に示すような機構装着時の装着点を直動させるリニアガイドを固定した
両大腿サポーターを着用させ骨盤周辺に対する貼付マーカの位置の安定化を図る [5]．その上に，Figure 8(a) に示す位置に赤外線反射マーカを貼付した．トレッドミル上での練習歩行ののFig. 8: Marker position and coordinate system in lower
extremity for Motion capture and analysis

ち，提案機構の装着を行わない状態での歩行動作を正常歩行動

3. 3 解析方法

作として，約 150s（2 分半）計測した．体調確認および小休憩を 60s（1 分）挟み，同試行を 3 試行繰り返した．次に遠位装上記の実験環境，条件下において，歩行動作はモーションキャ

着条件と近位装着条件の 2 通りの方法で同様に 3 回ずつ歩行動

プチャデータ（サンプリング周波数 100Hz）として取得し，産業作計測を実施した．遠位装着条件および近位装着条件の条件順

技術総合研究所歩行データベース 2019（以下，歩行データベー

序は研究対象者毎に無作為に設定した．なお，トレッドミル上ス）[3] における処理方法に従い，区分的 3 次エルミート内挿にの歩行位置を揃えるため，全ての試行において，練習歩行時による補間を行った後，6Hz のローパスフィルタを適用した．こ

記録した初期接地時のつま先位置をトレッドミル走行面にプロ

れらのマーカ位置座標データに対し，Davis らによる下肢座標

ジェクタにて投影した．そして，歩行動作計測中の前半 60s は系構築方法に従い [6]，Figure 8(b) に示す位置に，それぞれ骨歩行路面に投影した踏破位置に接地足を置いて歩行するように

盤座標系，大腿座標系，下腿座標系，足部座標系を構築し，カ指示した．60s の練習歩行後，プロジェクタによる踏破位置指

ルダン角にならい X-Y-Z の回転順序で回転角度を導出した．

示を停止し，進行方向正面の壁に示した注視点を注視しながらその後，歩行時の足部接地情報，離地情報を以下の導出方法に同じ位置で歩行動作を継続するように指示した．後半の 60s のより得た．本実験では，足部外側に貼付した腓骨外顆最凸点と歩行区間のうち，最も歩行動作計測データの欠落が少ない 30s

第 5 中足骨点マーカの高さ方向の座標データを接地・離地の判の区間をトリミングして解析区間とした．これにより，平均各定に使用した．具体的には，一般に歩行動作のうち 6 割が立脚

脚 20 歩程度の歩行動作データを取得した．いずれの実験条件期にあるとされることから，接地判定には腓骨外顆最凸点マーにおいてもトレッドミル速度は安全性を考慮して 2.0km/h にカを，つま先離地判定には第 5 中足骨点マーカの高さデータの設定した．

最頻値を，それぞれ基準位として，この値と歩行路面高さの和日本ロボット学会誌 xx 巻 xx 号

—5—201x 年 xx 月

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を，腓骨外顆最凸点マーカの高さが下回った時に接地，第 5 中村孝

3. 4. 2 関節角度

足骨点マーカの高さが上回った時に離地と定義し，接地判定お歩行中の股関節屈曲・伸展角度の振幅平均値を算出した結果

よび離地判定を行った．この接地判定に基づき各データを歩行を Figure 9 に，股関節内・外転方向の関節角度の振幅平均値を周期毎にトリミングし，100%で正規化を行った（%Gait Cycle,

算出した結果を Figure 10 示す．Figure 9，10 ともに，(a) に%GC）．

左股関節，(b) に右股関節のデータを示し，X 軸に左から順に

一方，エンコーダデータについてはシリアル通信によりマイク非装着条件，遠位装着条件，近位装着条件における結果を示す．

ロコンピュータから PC にデータを転送・取得した．取得データ
は平均 20Hz で取得したデータを，サンプリング周波数 100Hzにアップサンプリングしたのち，10 点移動平均により平滑化処理を行った．そして，モーションキャプチャデータとの同期信号を用いて，実験開始時点でトリミングしたのち，改めて解析区間
を歩行周期に合わせてトリミングし，100%で正規化を行った．

3. 4 結果
ここでは，実験における歩行動作計測・解析の結果について示す．なお，研究対象者 10 名のうち 2 名のデータで顕著なマー
カデータの脱落や計測ノイズがみられたため，解析結果から除外した．計測された歩行データから歩幅，歩隔，立脚期割合，骨盤姿勢，股関節角度，膝関節角度，足関節角度を算出し，非装着条件，遠位装着条件，近位装着条件の間で生じる影響について確認した．また，エンコーダデータを用いて取得する軸 A・

B 間の回転角度差は，その累積値にバネ定数を乗ずることで提案機構の巻きバネに蓄積されるエネルギー（蓄積トルク）となる．そのためこれらの計測結果より実験時の運動条件および装着条件のもとでの蓄積トルクを推定した．

Fig. 9: Experimental results of Flexion-Extension amplitude angle of hip joint

3. 4. 1 歩行動作データ
Table 1 に，提案機構を装着しない非装着条件（WITHOUT），
提案機構を装着した近位装着条件（PROXIMAL），および遠位装着条件（DISTAL）のそれぞれにおける歩幅，歩隔，立脚期割合の平均値および標準偏差を示す．歩幅および歩隔については
身長に対する相対値とした．これらの歩行特徴量は，歩行の個人性を示すとともに，研究対象者となる健常者と片麻痺者の差異の比較，本研究で提案する歩行支援方法の効果を量的に確認する指標として採用した．また，提案する歩行支援手法は，歩行周期の繰返しにおける効果を見込んだものであることから，歩行周期間の平均値により議論する．いずれの歩行特徴量についても，ばらつきは一般的な歩行よりも大きくなる傾向が見ら
れたが，これは今回の歩行速度条件の影響によるものと考えられる．山崎らによると歩幅の標準偏差が小さく安定した歩行パ
ターンを示すのは 80〜100m/min 付近であるとされ [7]，今回の歩行速度である 2km/h（33m/min）は，これに対して顕著に低速であることが標準偏差を大きくしている要因であると考えられる．非装着条件と各装着条件間で，提案機構の装着やその装着位置による影響は確認されなかった．

Table 1: Experimental results of step length, step
width, stance phase ratio
relative
step
length[%]relativestep
width[%]
stancephase[%]WITHOUTPROXIMALDISTALWITHOUTPROXIMALDISTALWITHOUTPROXIMALDISTALJRSJ Vol. xx No. xx

Left(ave.±std.) Right(ave.±std.)
27.73±0.99
27.03±0.97
26.82±0.95
25.21±1.07
27.1±0.92
25.66±0.9
6.08±0.5
6.53±0.52
5.88±0.49
6.23±0.48
5.76±0.47
6.13±0.559.7±2.559.9±3.561.9±2.662.4±3.861.9±2.862.2±3.2

Fig. 10: Experimental results of Abduction-Adduction
amplitude angle of Hip Joint
3. 4. 3 蓄積トルク
Figure 11 に，遠位装着条件および近位装着条件におけるエンコーダデータにもとづく軸 A・B 間の回転角度差の総量より推定した蓄積トルクの最大値を示す．左に遠位装着条件，右に近位装着条件の結果を示し，縦軸に回転角度の総量から推定した蓄積トルクをとる．遠位装着条件における軸 A・B 間の回転
角度差の最大値は 50.39±10.25deg，近位装着条件における軸A・B 間の回転角度差の最大値は 35.86±8.82deg となり，この場合における蓄積トルクは遠位装着条件で 6.05±1.23Nm，近位装着条件で 4.3±1.06Nm となり，装着位置の違いにより軸 A・—6—

xx, 201x

片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーション

7

するタイミングで伸展モーメントから屈曲モーメントに切替わり，体重心の落下に対してブレーキをかけるため，股関節は伸展させながらも屈曲筋群を働かせる．その後，立脚の切替に伴い屈曲筋群の働きで股関節は屈曲し，遊脚期を迎えるが，遊脚
中期以降においても遊脚の慣性に抵抗するために股関節が屈曲しながらも伸展筋群が働く区間が存在する．このように関節動
作方向と筋モーメントの回転方向が一致する求心性収縮と，一致しない遠心性収縮を交互に迎えることで連続的な歩行動作が実現される．
提案機構に対して，エネルギー蓄積区間に生じる抗力の一部は上述した歩行周期中の遠心性収縮と同様に働き，股関節に対するブレーキとして積極的に寄与する区間がある可能性がある．
そこで本章では，実験では取得が困難であった歩行動作におFig. 11: Experimental results of accumulated torque inthe mechanism with each attachment position

ける対象者の股関節周辺の筋モーメントと出力トルクとの比較を，数値シミュレーション結果により行い，運動力学的に歩行中の筋発揮に対する反トルクの寄与状態を明らかにすることを目的とする．

B 間の回転角度差の総量から推定される蓄積トルクの顕著な違いが確認された（対応のある t 検定，p=.00494<0.05）．
この結果より，遠位装着条件と比較して，近位装着条件におけるトルク量のほうがより振幅を大きくとる傾向にあることが

4. 1 シミュレーションによる負荷推定
ここでは，負荷推定および支援トルクの推定の手順について示す．

4. 1. 1 歩行データベース

わかる．また，歩幅や股関節の屈曲・伸展角度の振幅が小さいほど装着フレームの回転角度が小さくなり，提案機構が股関節まわりに与えるトルクの量も結果的に小さくなる．

3. 4. 4 まとめ
身長や歩行動作，歩行中の姿勢によって蓄積トルクは個人差が生じる可能性があるが，実験の結果として，提案機構の装着により歩幅，歩隔，立脚期割合には顕著な影響が見られず，股関節屈曲・伸展角度についても装着による変動は見られなかっシミュレーションには産業技術総合研究所歩行データベース

2019（以下，歩行データベース）を使用した [3]．歩行データベー
スは，300 名の健常成人の歩行データを含み，モーションキャ
プチャシステムおよび床反力計による計測データが記録されている．ここでは，歩行データベースの中から 65 歳以上の対象者データを無作為に 20 名分抽出し，左脚を基準に 1 歩行周期の試行で計測されたデータを使用した．

4. 1. 2 負荷推定方法た．また，近位装着条件と比較して遠位装着条件におけるトルクの最大値が増大傾向にあることが確認され，提案機構の設計上の特徴であった装着位置の変更に伴う蓄積トルクの変動が実証された．
以上のことから，本論文における提案機構は，正常歩行動作に対して顕著な影響を与えることなく動作し，設計上のアシス
トトルクの蓄積および再分配が行われていることが確認された．

ここでは，先述した歩行データベースを用いた提案機構によるエネルギー蓄積時の影響評価方法について述べる．Figure 12に機構装着を想定した対象者の股関節および大腿部のリンクモデルを示す．図の右側が進行方向としたとき，図中前脚が左脚，
後脚が右脚の歩行動作データを図示した結果であり，これに体幹後方に提案機構の筐体を装着し，装着フレームを介して両脚へ装着したと仮定し，矢状面からみた位置情報を重畳してプロッ

4. シミュレーションによる内部状態の推定
前章において，提案機構の装着による対象者の歩行姿勢に与える顕著な影響は見られず，提案機構が歩行動作からエネルギーを蓄積し，再分配できることが確認された．また，そのエネル
ギーの蓄積量，および再分配の量は対象者の大腿に対する装着位置の変更により調整が可能であることも提案機構の装着をともなう実験により実証された．本章では，提案機構の検証の第二段階として，歩行中のエネルギー蓄積および再分配により生じる身体的負荷を推定する．
提案機構に実装した，対象者の歩行動作の一部からエネルギーを蓄積し，再分配を行う特徴は，一方でエネルギーの蓄積による身体負荷が生じる．提案機構が大腿に与える股関節周りのト
ルクは，股関節筋モーメントおよび股関節角速度との関係により，その影響が変化すると考えられる．
正常歩行中の下肢姿勢を示した Figure 1 においても示したよ
うに，正常歩行における歩行周期では，初期接地から立脚中期においては，立脚の股関節筋は前方への推進力を生じるために強い伸展モーメントを生じさせる．その後，体重心が前方に移動

日本ロボット学会誌 xx 巻 xx 号

Fig. 12: Linkage model of simulation for energy transmission between proposed mechanism and user’s leg—7—201x 年 xx 月

眞

8

野

明日香

今

村

孝

トしている．本シミュレーションにおいては，提案機構の装着で算出する．ここで Mhip−joint (t) は股関節屈曲・伸展モーメ

条件では，その装着位置として腰部・仙骨のマーカー位置と提ントであり，歩行データベースから引用した．共収縮による非案機構の下部が一致する高さに設定した．また，脚部の装着位

効率性を評価する場合には，主働筋と拮抗筋の両方で生じる負置については，歩行中の股関節最大伸展位における膝関節位置の効率を考慮して，この 2 倍の数値を効率として定義するが，から遠位装着条件，股関節最大屈曲位における膝関節位置から

本提案機構では，機構から再分配される出力トルクの寄与率と近位装着条件の装着位置を設定した．

して定義する．

第一に，歩行姿勢から推定される蓄積トルクおよび出力トル4. 2 結果

クの導出過程について示す．提案機構におけるエネルギー蓄積

本節では上述した手順により算出した蓄積トルクおよび支援機構への入力は，提案機構から両大腿にかけて長さ Lf rame でもしくは対抗として働く出力トルク量とその役割の反転タイミ

示す装着フレームの回転角度振幅の総和から，ングについて，歩行データベースの一部への適用例および歩行
データベース全体に対する適用結果を示す．

Taccum (t) = kspr (∆θRf rame (t) + ∆θLf rame (t)) （1）4. 2. 1 部分適用例

で求まる．ここで，(t) は時間，kspr は提案機構のエネルギー

Figure 13 に，歩行データベース中の一例に対して上記のシ蓄積機構において使用する巻きバネのバネ定数を示す．また，ミュレーションを実施し，得られた出力トルクおよび寄与率を∆θRf rame (t) および ∆θLf rame (t) は，それぞれの装着フレー示す．上図に左股関節に対する出力トルクおよび寄与率，下図

ムの回転角度の振幅値を示す．

に右股関節に対する出力トルクおよび寄与率を示す．Figure 13

このトルク Taccum (t) が，提案機構の出力として両大腿に対において，出力トルクは左軸基準に，寄与率は右軸基準に示す．

して装着フレームを介して与えられる．このため，左右脚の運また，出力トルクのうち，寄与率が正の値をとり支援トルクと動や姿勢に非対称性がみられても，両脚の運動姿勢の変動の総して働く区間を黒，寄与率が負の値をとり対抗トルクとして働

和によって蓄積エネルギー量が定まり，左右脚に同量のトルク

く区間を灰色でプロットした．

が出力される．この蓄積トルクが，装着フレームを介して股関

この例の場合，左股関節に対する最大出力トルクは 2Nm 程節を回転中心とする下肢の屈曲・伸展運動に寄与するが，装着度であるのに対し，右股関節に対する最大出力トルクは 3.5Nm

フレーム長 Lf rame ，装着フレームと大腿のなす角 θgap (t)，装以上となっていることが分かる．また，寄与率の反転タイミン

着点と股関節の距離 Lat−hip (t) によって変動し，股関節周りにグから，出力トルクが歩行中の関節モーメントに対して支援と働く出力トルク Tout (t) は次式のように算出される．

して働く区間についても，左右脚間で異なることが見て取れる．

Tout (t) = Taccum (t)Lat−hip (t)cos θgap (t)Lf rame

この事例では，出力トルクが対抗トルクとして働く区間は，左（2）

脚で 30〜78%GC，右脚で 30〜82%GC となった．
なお，このような左右脚間の非対称性は，エネルギー最大蓄装着フレーム長については，遠位装着条件では，歩行動作中積時の脚と提案機構の位置関係の差異により生じるものである

股関節最大伸展位における装着フレームの回転中心と大腿骨外といえる．すなわち，エネルギーの最大蓄積時，初期接地位置

側上顆最凸点との最小距離，近位装着条件では，歩行動作中のにある脚（前脚）と装着フレームのなす角，および，踵離地前

股関節最大屈曲位における装着フレームの回転中心と大転子最にある脚（後脚）と装着フレームのなす角の差異が生じた場合，

外凸点との最大距離を基準に調整した．また，大腿部のセグメ

支援トルクとして脚に伝わる分力が異なることを意味している．

ント長方向のベクトル（以下，大腿ベクトル）に沿って直動す

4. 2. 2 全体適用による評価

る装着点の位置については，装着フレームの回転中心を中心と前節の部分適用例により，本シミュレーション結果の特徴を示し，装着フレーム長を半径とする円軌跡と大腿ベクトルの交点

した．本節では，出力トルクの 20 名分のサンプルから実施したより算出した．

シミュレーション結果について Figure 14(a) に近位装着条件，

次に，この出力トルク Tout (t) の寄与率について定義する．こFigure 14(b) に遠位装着条件における出力トルクの推定量変動の出力トルク Tout (t) が，歩行動作中の股関節モーメントと同方向に生じ，歩行動作に対して支援トルクとして働く区間では，寄与率は正の値をとる．一方，股関節モーメントに対して反対方向に生じ，歩行動作に対抗する対抗トルクとして働く区間では寄与率は負の値をとる．骨に対する筋群など，複数のモーメントが同一物体に寄与する場合，その構成割合を算出すること
で関節動作における共収縮の各筋群の寄与率を算出する方法が提案されている [8] [9] [10]．また，電動自転車のアシスト効率については道路交通法により，アシスト比率の最大値とアシスト対象となる速度上限を設けることで安全性を確保している．
本提案手法は対象者と提案機構で系が完結しており，系の外部から電気的なエネルギーもしくは力学的なエネルギーが供給されることはない．このことから，提案機構における出力トルクの寄与率 Cratio (t) については，上述した Winter らの共収縮率算出を参考に，

Cratio (t) = 100 ∗JRSJ Vol. xx No. xx

Tout (t)Mhip−joint (t) + Tout (t)（3）

Fig. 13: Example of reaction torque and contribution
ratio calculated in simulation—8—xx, 201x

片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーション

9

Table 2: Integral value of reaction torque from the simulation results with proximal[Nm*%]Right
Left

positive torque1 negative positive torque2
17.88±1.74
4.99±4.1
15.61±3.82
9.96±4.65
9.28±4.61
7.29±2.81

Table 3: Integral value of reaction torque from the simulation results with distal[Nm*%]Right
Left

positive torque1
negative
positive torque2
62.98±3.46
25.1±9.61
59.2±9.4
48.97±8.1135.65±8.4841.25±5.81を示し，今回対象とした歩行データベースにおける共通した特(a)Reaction torque with proximal attachment position

性を確認する．各図において X 軸に歩行周期，Y 軸に出力トルクの大きさを示す．また，鉛直線でそれぞれの脚の寄与率の反転のタイミングの平均を示す．破線がサンプル毎の推定量，実線が 20 名のデータの平均値を示す．歩行中の姿勢や歩幅によっても異なるが，初期接地から荷重応答期である 0〜10%GC お
よび遊脚終期である 80%GC 付近で最大値をとる．遠位装着条
件では出力トルクは平均して左脚伸展方向に 2.28Nm（Figure
2 区間開始時）
14(b) 中⃝，右脚屈曲方向に 3.29Nm を最大値として再分配される．最も大きい出力トルクが発生したケースでは，左脚接地のタイミングにおいて最大 4.87Nm 程度の出力トルクが推定された．
また，対抗トルクとして働く区間は左脚に対して 26〜81%GC，右脚に対して 31〜78%GC であり，左脚は立脚中期から離地，遊脚中期に股関節モーメントとは逆方向にトルクを受ける．同(b)Reaction torque with distal attachment position

様に，右股関節に対しても遊脚中期から立脚中期において対抗

Fig. 14: Comparison of reaction torque with each attachment position in simulation

トルクを受けることとなる．

Figure 14 中の番号の領域において発生する出力トルクの積分値を Table 2 および Table 3 に平均値 ± 標準偏差を示す．なお，表内の数値は歩行周期の各タイミングにおいて股関節周り

5. 考

察

に生じているトルクの時間積分値に相当するが，経過時間を歩行周期で正規化した表記とする．図中番号について，それぞれ，

本論文では，既報の結果を踏まえた歩行支援機器の人への実

1 は右股関節屈曲方向への支援トルク，⃝2 は左股関節伸展方向⃝

装に対する課題として (i) 安全性，(ii) 歩行支援機能，(iii) 歩行

3 は右股関節に対する対抗トルク，⃝
4 は左股への支援トルク，⃝

動作に対する親和性 の 3 点について議論する．3 章で示した装5 は右股関節に対する屈曲方向への関節に対する対抗トルク，⃝

着歩行実験により (i) および (ii) の観点での評価を実施し，4 章

6 は左股関節伸展方向への支援トルクを出力して支援トルク，⃝に示した歩行データベースを活用したシミュレーションによりいることを指す．

(iii) の観点から負荷推定を行った．これらの結果について，そ1 および⃝
2 においては，右股関節は屈曲モーメント，左股関⃝

れぞれ考察する．

5. 1 実験データにおける正常歩行に対する装着安全性

節は伸展モーメントを発揮しており，股関節運動方向も同様に
3 および⃝
4
右股関節が屈曲，左股関節が伸展する区間である．⃝

提案機構を装着した条件における歩行動作データの解析では，においては右股関節が伸展モーメント，左股関節が屈曲モーメ

顕著な姿勢や関節可動域の増減は確認されなかった．これは提ントを発揮している区間であり，配分して残った出力トルクが案機構の装着が対称性の高い歩行動作に影響せず安定した歩行25%GC から 50%GC の区間において，それぞれの脚の発揮す
るモーメントに対抗する形で減衰していく．また，50%GC から 80%GC においては，再度，次の歩行周期に向けて出力トルを継続できることを示しており，対象者自身の歩行動作から支クを蓄積する区間に入り，左右の股関節は発揮トルクと反対方

股関節可動域については歩行周期で正規化した時系列データ

向のトルクを受けながらそれぞれ遊脚中期および立脚中期まででも装着の影響は確認されず，機構装着が健常者の歩行中の姿

5 および⃝
6 の区間では，両脚の関歩行周期を進める．その後，⃝

勢に顕著な影響を与えるものではないことが示唆される．装着

節モーメントは股関節筋群の遠心性収縮により，右脚は伸展し型支援機器は股関節の自由度を屈曲・伸展の 1 自由度に制限すながら屈曲モーメントを，左脚は屈曲しながら伸展モーメントる場合が多く，本研究で実装した提案機構は，上限はあるものを発揮するため，出力トルクとの対抗が解消され，出力トルクの内外転方向に自由度を確保していたため，股関節可動域に顕は支援トルクとして働く区間になる．

著な影響を与えなかったと考えられる．

日本ロボット学会誌 xx 巻 xx 号

援のためのエネルギーを取得する構造を歩行動作に適用できる可能性を示していると考えられる．

—9—201x 年 xx 月

眞

10

野

明日香

今

村

孝

一方，本実験における安全性検証の限界として，対象者が片関節伸展位をとりにくい傾向にあり，立脚後期における股関節麻痺者である場合の歩容への影響が評価しきれていない点が挙の遠心性収縮は生じにくいと考えられる．提案機構により麻痺げられる．第一段階として若年健常者の歩行で安全性が検証で肢を支援する運動方向を伸展方向とすることで，麻痺側の立脚きたため，今後は片麻痺者も装着可能な規模の装置を実装し，テ期の安定性の拡大や股関節伸展位の拡大が可能となれば，歩幅ストユーザによる安全性評価を行う必要がある．

の増大や歩行速度の改善に寄与することが期待できる．
上述したように，筋モーメント情報を含む歩行データベース

5. 2 実験データに基づく蓄積トルク評価
本研究の提案機構には，1 章で述べたように（１）身体機能のを利用したシミュレーションでは，提案する支援機構が提供す変化や改善度合いに応じて調整可能なアシスト力の提供，（２）

る支援トルクの歩行動作に対する寄与率，およびそのタイミン

自身の身体機能のアシスト動作への活用，の２点の特徴を実装

グを評価した．健常者の歩行中に股関節筋群が発揮するモーメ

した．

ント量と比較し，支援トルクが支援として働く区間と抗力とし実験においては，これらの機能を検証するため，「非装着条件」「遠位装着条件」「近位装着条件」の 3 条件で歩行動作解析およて働く区間が明らかとなったほか，左右脚間でそのタイミングや寄与率に差が生じることも確認された．

び歩行中の機構稼働量の計測を実施した．その結果，装着位置

また，シミュレーションに使用したリンクモデルについては，

条件に依らず下肢の歩行動作に追従して提案機構内の軸 A・B

提案機構に導入している巻きバネのパラメータや支援タイミン

が回転し，エネルギーの蓄積が確認されたほか，遠位装着条件

グの推定に活用することが可能である．加えて，装着型支援機と近位装着条件では有意に蓄積トルクに差が生じることが確認器に限らず，安全性の確保や実験工数の削減に焦点を当て，今され，提案機構が上記２点の機能を有していることを確認した．

後提案機構の改善を検討するにあたり，今回のシミュレーショ

今回の実験の歩容で蓄積されたトルクは，遠位装着条件でンモデルを歩行動作との親和性を最適化する際に，解の探索を

6.05Nm，近位装着条件で 4.3Nm 程度であり，股関節周りには行う方法論としての活用が可能であるといえる．

たらく出力トルクの最大値は，シミュレーションと同様に装着フ6. ま

レーム長と大腿および装着フレームのなす角による補正を行っとめ

た結果，遠位装着条件では左股関節に対して最大 2.46Nm，右

本論文では，対象者の歩行動作からエネルギーの蓄積および股関節に対して最大 2.59Nm，近位装着条件では左股関節に対再分配を実現することで，怪我や疾病を有する脚の振り出しのして最大 1.26Nm，右股関節に対して最大 1.23Nm となった．

支援をめざす，無動力装着型歩行支援機構を提案し，人への装5. 3 シミュレーションにおける蓄積トルクと負荷
Figure 15 に，提案機構装着時のリンクモデルの歩容概要図を着が可能な提案機構を実装し，健常者を対象とした歩行実験に示す．支援トルクの最大値が再分配されるタイミングでは，基数値シミュレーションにより，健常高齢者の歩行動作において準脚である左脚が伸展方向に，反対脚の右脚は屈曲方向に強い提案機構が対象者に与えうる支援トルク，および対抗トルクの関節モーメントを発揮して求心性収縮を行う期間である．これ寄与率について評価し，支援トルクが発揮されるタイミングや

1 および⃝
3 に対は Figure 14(a) および (b) に示した図中番号⃝

エネルギー蓄積のために負荷が生じるタイミングとその量につ応する区間であり，股関節屈曲筋群・伸展筋群はそれぞれの運いて評価した．

より動作検証を実施した．また，歩行データベースを利用した

動方向に対応した筋群が収縮し，股関節まわりのモーメントを発揮する．

提案機構における支援トルク量の推定は，歩行中の体幹および大腿の姿勢データがあれば他の事例でも実施可能である．今立脚中期から立脚終期にかけては立脚の股関節は伸展しつつ後は非対称性の高い歩行動作データを収集し，これに対して提案

も，体重心の急降下を防止するため，屈曲モーメントを発揮し，機構を適用した場合における支援トルクやその変動について同

股関節屈曲筋群は遠心性収縮を行う．同時期の反対脚について

様のシミュレーションを実施することで，安全性やエネルギー

も，遊脚中期から遊脚終期に向けて，遊脚の勢いを弱め，初期接蓄積時の低負荷を実現する機構設計を進めていく．

地への対応に向けて屈曲モーメントから伸展モーメントへの切謝 辞替が生じ，伸展筋分が遠心性収縮を行う．これは Figure 14(a)本研究は JSPS 科研費 JP22K03980 および公益財団法人内

5 および⃝
6 に対応する区間である．
および (b) に示した図中番号⃝

田エネルギー科学振興財団試験研究費，JST 次世代研究者挑戦

上述したように，歩行中の関節モーメントとの関係を見ると，的研究プログラム JMPJSP2121 による助成を受けて実施した

1 および⃝
5 もしくは⃝2おFigure 14(a) および (b) 中の図中番号⃝
6 は連続するアシスト区間であるが，初期接地のタイミンよび⃝ものである．

グでその支援の特徴が遠心性収縮による運動への支援から，求心性収縮による運動への支援に切り替わると考えられる．前者
は体重心位置の上昇と推進力に関与しており，後者は体重心急降下の防止となめらかな歩行動作の実現に寄与するものである
ことから，提案機構による支援トルクは歩行動作における推進
力と安定性の両方に寄与できると考えられる．
一方，提案機構の特徴から，対抗トルクが発生することは避けられず，そのタイミングと量を設計により制御する必要があ
る．非対称性の高い片麻痺者の歩行では，患側脚の立脚期の安定性やスムーズな遊脚期動作に課題があるほか，残存機能に適した歩幅への誘導が重要となる．Natalia らによる片麻痺者歩行データ [11] によると，自立歩行可能な片麻痺者の歩行では股JRSJ Vol. xx No. xx

—10—

参

考

文

献

[ 1 ] 厚生労働省： 介護保険事業状況報告（暫定）令和５年３月分 ，https://www.mhlw.go.jp/topics/kaigo/osirase/jigyo/m23/
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2022，https://doi.org/10.7210/jrsj.40.827[ 3 ] 小林吉之 肥田直人 中嶋香奈子 藤本雅大 持丸正明： AIST 歩
行データベース 2019 ，2019．https://unit.aist.go.jp/harc/
ExPART/GDB2019.html [アクセス日：2022/4/27][ 4 ] 眞野明日香，今村孝： 脚間運動伝達による無動力歩行支援機器開発に向けたエネルギー蓄積機構の提案と設計 ，日本機械学会ロボティ
クス・メカトロニクス部門講演会（ROBOMECH2021）講演論文集，https://doi.org/10.1299/jsmermd.2021.2P2-D07[ 5 ] 谷川浩紀，土山和大，山田純也，大高洋平： 臨床における定性的歩

xx, 201x

片麻痺者を対象とする装着型歩行支援機構の実装と装着中の動作解析および支援効果に関するシミュレーション

Gait
Cycle [%]Left hipjoint
Leftmechanism
frame
Right hip
joint
Right
mechanism
frame

Role/
Hip joint
momentReaction
torque/For hip joint
Role/
Hip joint
momentReaction
torque/For hip joint

11

0-10

10-30

30-50

50-60

60-73

73-87

87-100InitialContact/
Extension

Extension

Flexioncentrifugal

Pre-Swing
FlexionToe oﬀ
FlexionFlexion toExtension

Extension*centrifugal

Positive
Max.

Positive
ReleasePositive to
Negative

low
Min.

Negative
Accumulate

Negative to
Positive

Positive
Accumulate

Pre-Swing
FlexionToe oﬀ
FlexionFlexion toExtension

Extension*centrifugal

InitialContact/
Extension

Extension

Flexion*centrifugal

Positive
Max.

Positive
ReleasePositive to
Negative

Low
Min.

Negative to
Positive

Positive
Accumulate

Negative
Accumulate

Fig. 15: Linkage model with proposed mechanism and role of mechanism in gait cycle
行分析 ，日本リハビリテーション医学会誌，第 58 巻，第 2 号，pp.
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眞野 明日香（Mano Asuka）
2020 年新潟大学自然科学研究科電気情報工学専攻博士前期課程修了．現在新潟大学自然科学研究科電気情報工学専攻博士後期課程在学中．歩行支援技術に関する研究に従事．（日本ロボット学会学生会員）

今村 孝（Imamura Takashi）
2003 年豊橋技術科学大学大学院工学研究科博士後期課程修了．同年パリ 13 大学研究員．2004 年豊橋技術科学大学産学官連携研究員，2005 年同助手，
2007 年同助教．2013 年 新潟大学工学部准教授，現在に至る．博士（工学）．運動計測と支援技術，機構設計，システムインテグレーションに関する研究に従事．日本機械学会，計測自動制御学会，電子情報通信学会，自動車技術会，IEEE，環境芸術学会，日本生活支援工学会の各会員（日本ロボット学会正会員）

日本ロボット学会誌 xx 巻 xx 号

—11—201x 年 xx 月