LIFE

2017

第33回 ライフサポート学会大会
第17 回 日本生活支援工学会大会
日本機械学会 福祉工学シンポジウム 20172017年 9月15日（金）〜17日（日）お茶の水女子大学(〒112-8610 東京都文京区大塚 2-1-1 )主催：ライフサポート学会 (幹事学会)

日本生活支援工学会
日本機械学会

講演要旨集

2017

LIFE

第33回 ライフサポート学会大会
第17 回 日本生活支援工学会大会
日本機械学会 福祉工学シンポジウム 2017

会 期：

2017年 9月15日（金）～17日（日）

会 場：お茶の水女子大学（〒112-8610 東京都文京区大塚 2-1-1）

主 催：ライフサポート学会 (幹事学会)

日本生活支援工学会
日本機械学会LIFE 2017 ご案内
開催趣旨
人の生命・生活を維持・向上させるための生命関連分野、リハビリテーション・生活支援分
野、生体計測・制御分野等における技術研究開発、利用技術に関する講演・発表をもって社会貢献を図る。学術・研究機関はもちろん、医療機関・福祉介護施設や企業から参加者を広く募り、研究開発側とユーザ側の相互交流を通じて具体的な出口を見据えた議論や、分野横断的な議論ができる場を提供することで、医療・福祉・健康分野のさらなる発展を促す。

関連分野▪福祉・リハビリテーション応用：移動支援機器・歩行支援機器・車いす・義肢装具・いす・
福祉車両・福祉ロボット・パワーアシスト・福祉用具の設計・福祉リハビリテーション機器等▪生活支援：介護支援・在宅医療支援・訓練支援・就労支援・移動支援・感覚代行・コミュ
ニケーション支援・情報支援・遊具・スポーツ・バリアフリー化・福祉建築・育児支援・生活支援技術一般▪生命支援：臨床検査・診断支援・治療支援・手術支援・人工臓器・再生医療・医用材料・
救急医療・細胞工学・生命支援一般▪生体計測・制御、要素技術：生体計測・運動計測・画像処理・センサ・生体制御・電気刺激・アクチュエータ・ロボティクス・バイオメカニクス等▪基盤技術：安全性評価・福祉デザイン・環境評価・研究者倫理・実験倫理・標準化等

参加費（事前参加登録費）
一般（会員／協賛学会員）8,000 円、（非会員）14,000 円
学生（会員／協賛学会員）4,000 円、（非会員） 8,000 円

バリアフリーシステム開発財団奨励賞
ライフサポート学会ではバリアフリーシステム開発財団による助成金を基にバリアフリーシ
ステム開発財団奨励賞を設け、年次大会の優秀論文発表者数名に表彰状と賞金を授与しています。表彰式は 2 日目の懇親会席上にて行う予定です。詳細は大会 HP をご確認ください。

若手プレゼンテーション表彰
大会初日時点で満 35 歳以下であり、また、主催 3 学会いずれかの会員（学生会員含む）である
発表者を対象とした若手プレゼンテーション表彰を行う予定です。

―1―

座長・演者の皆様へ
一般演題セッションにつきましては、
発表時間：口頭発表 10 分、質疑応答 4 分、交代 1 分
といたします。S ならびに OS の進行につきましては、座長（担当）の指示に従ってください。
プログラムの円滑な進行のため、時間厳守へのご協力をお願いいたします。
詳細につきましては大会 HP をご確認ください。

大会懇親会
大会第 2 日夕刻より、参加者間の親睦を目的に大会懇親会を開催いたします。
奮ってご参加ください。
（大会 HP よりお申込みください）
日 時：大会第 2 日 9 月 16 日（土）18：00 ～（予定）
会 場：大学生協食堂※以下の学生交流会による懇親会とは別日程です。ご注意ください。

学生交流会企画 懇親会
LIFE 学生連合は、2012 年度に発足した学生に向けた学生だけの会であり、学生連合企画セ
ミナーの企画運営を行っています。本年度は OS「ME との半世紀の歩み ― 明徳を明らかにすることを目指して ―」を企画するとともに、大会第 1 日夕刻より、学生交流会（懇親会）を開催することといたしました。学生交流会（懇親会）は、学生の皆様の親交を深めることを目的とし、以下の内容にて実施いたします。お誘いあわせのうえ、奮ってご参加ください。なお、学生以外の参加も可能です。ぜひ積極的にご参加ください。
日 時：大会第 1 日 9 月 15 日（金）18：00 ～ 19：30
会 場：大学生協食堂
参加費：学生 1,000 円、一般 3,000 円（当日、会場にてお支払いください）

学会一時託児
大会期間中、一時託児サービスを提供いたします。ご希望がございましたら、下記事務局までメールにてお知らせください。利用料金は学会事務局が負担します。
完全予約制のため事前申し込みが必要です。締め切りは 8 月 31 日とします。

本会で発表される論文はホームページからダウンロードすることができます。

http://life 2017 .secand.net/
閲覧には ID とパスワードが必要です。
ユーザー名：life 2017
パスワード：Kt 2 BERkU―2―

大学構内図・・・・・理学部３号館
受付・クローク・
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・大学食堂
懇 親 会・
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・共通講義棟１号館
講演会場・
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・共通講義棟２号館
講演会場・
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・大学本館
講演会場・
塚
大
至
↑
り
通
日
春

附属中学校
大学体育館

正門

附属高等学校
理学部１号館

理学部３号館
理学部2号館
総合研究棟

文教育学部２号館

懇親会

講演会場
講演会場

大学本館

大学講堂

講演会場

大学食堂

共通講義棟３号館

共通講義棟２号館
共通講義棟１号館

附属小学校

附属図書館

↓
谷
荷
茗
至

受付・クローク

附属幼稚園園舎

文教育学部
１号館

南門

←至護国寺

※土日は閉鎖

会場案内※第 1 日と第 2・3 日で講演会場が異なります。

第1日

9 月 15 日

A 会場

2 - 101

B 会場

2 - 102C 会場

1 - 301D 会場

1 - 302E 会場

1 - 303

第 2・3 日共通講義棟 2 号館 1 階

共通講義棟 1 号館 3 階―3―

9 月 16 日

A 会場

124

B 会場

125

C 会場

126

D 会場

127

E 会場

128

大会場

2 - 201

・17 日

大学本館 1 階

共通講義棟 2 号館 2 階

1 日目

9月 15日共通講義棟2号館

12：00

13：00

14：00

1階

共 通 講 義 棟1号 館

A 会場

B 会場

C会場

D会場

E会場

13：00 〜 14：30

13：00 〜 14：45

13：00 〜 14：30

13：00 〜 15：00

13：00 〜 14：45

2-101

2-102

1-301

1-302

1-303

OS 6

1B1

1C1

1D1

1E1

高齢者の歩行機
能改善のための地域活動と工学
技術

生体通信・電力

姿勢計測

福祉 ・ リハビリ
テーション Ⅰ

医療支援

14：30 〜 16：30

14：30 〜 16：15

S1
15：00

3階

1C2

14：45 〜 15：45

日本が先導する支援機器の国際標準化

14：45 〜 16：30

福祉 ・ リハビリ
テーション Ⅱ

1B2
筋 電

1E2
医用画像

―現状と意義および今後の課題―

16：00

16：00 〜 18：00

OS 5
看護と工学

16：30 〜 18：00

OS 2
17：00

16：15 〜 18：00

学生会企画
特別講演

16：15 〜 18：00

1C3

1D3

福祉 ・ リハビリ
テーション Ⅲ

脳活動

ＭＥとの半世紀の歩み― 明徳を明らかにすることを目指して ―18：00
18：00 〜 19：30

学生交流会企画 懇親会―4―

会場 ： 大学生協食堂

2 日目

9月 16日
大

9：00

学

本

館

1 階

A 会場

B 会場

C会場

D会場

E会場

9：00 〜 10：30

9：00 〜 10：30

9：00 〜 10：45

9：00 〜 10：00

9：00 〜 11：00

2A1

2B1

OS 8

2D1

2E1

生体材料

福祉 ・ リハビリ
テーション Ⅳ視 聴 覚・ 発 声 障
害のためのバリ
アフリー技術細 胞 Ⅰ

インタフェース

124

125

126

10：00

127

128

10：00 〜 11：45

2D2
10：30 〜 12：00
11：00

細 胞 Ⅱ

10：30 〜 12：00
10：45 〜 12：00

S4

OS 1

ロボット・ITC 技術の活用による
障害者支援

ブ レイン マ シン
インターフェース
による機能支援

2C2
生活支援 Ⅰ― 現場での担当者を迎えて ―

12：00

共通講義棟2号館

大
13：00

会

2-201

2階

場

13：00 〜 15：00

OS 7
14：00

ニューロリハビリテーションと工学

15：00

15：00 〜 16：45

S2
16：00

医療・福祉分野における運動解析の最新動向と応用

16：45 〜 17：45

17：00

S3

特別講演（ 一般公開 ）保健医療福祉介護領域における分野横断的なアプローチ ― メンタルヘルスからの示唆 ―18：00
18：00 〜 20：00

懇

親

―5―

会

会場 ： 大学生協食堂

3 日目

9月 17日
大

9：00

10：00

学

本

館

A 会場

B 会場

C会場

D会場

E会場

9：30 〜 10：45

9：30 〜 12：00

9：30 〜 10：45

9：30 〜 11：15

9：30 〜 11：30

OS 3

OS 9

OS 4

3D1

3E1

医療福祉分野の研 究・ 機 器 開 発におけるニーズ・
シーズのミスマッチとその解決生体流体工学

フルードパワーを利用した医療・
福祉システムの
開発

心血管系

動作計測

124

125

126

10：45 〜 12：00
11：00

1 階

3C2
生活支援 Ⅱ

12：00

13：00

14：00

15：00

―6―

127

128

スペシャルセッション

S1

9 月 15 日

14：30 〜 16：30

A 会場（ 2 - 101 ）司会：森本 正治（ 大阪電気通信大学 ）日本が先導する支援機器の国際標準化― 現状と意義および今後の課題 ―オーガナイザ：山内 繁、 森本 正治、 小林 吉之

概要：LIFE2016 の特別セッションでは日本が先導する支援機器の国際標準化について、TC173 を中心に日本の取組みが紹介された。本セッションでは、障碍者と健常者を共通の対象として人間工学の立場からアクセ
シブルデザインの考え方に基づいて取組んでいる TC159 の活動を紹介した後、四肢切断者と四肢麻痺者を対象にした義肢装具分野の取組について、用語と、構造強度及び機能計測評価に関する試験法とに関する日本の取組を紹介し、最後に、日本における公的試験評価機関の重要性と現状について紹介する。

S1-1

TC 159 ガイド 71 に基づくアクセシブルデザイン標準化の新しい展開○伊藤 納奈
産業技術総合研究所 人間情報研究部門

ISO/TC159（ 人間工学）の分野で、特にアクセシブルデザインの考え方に基づいた国際標準作成及び最新動向について解説する。産業技術総合研究所では、これまで人間の感覚や身体特性の研究を行ってきた。計測データ
から参照値や設計方法を提案し、特定の製品に特化しない基盤技術となるような横断的標準作成を目的としている。標準を見据えた研究方法とその成果の普及への取り組み、現在の高齢者及び障害者に配慮した標準の個別課
題、今後の目指す方向性についても概説する。

S1-2

TC 168 WG 1（ 用語と分類 ）および WG 2（ 医学的側面 ）における取組と課題○佐々木 和憲
株式会社佐々木義肢製作所

ISO の TC168（ 義肢装具）の中で WG1&2 は主として医学的な側面で用語の定義や分類などを扱う、ある種辞書編纂的な作業を行う WG である。現在まで 17 編の規格を作成し、5 年毎の改訂作業を行っている。義肢装具の分野も製品の進化は著しく、新しい考え方の製品が矢継ぎ早に市場に供給され ISO の改訂作業が追いつかないことや、ロボティクス分野との住み分けなど、最近は様々な難題に直面する機会が増えている。いささか地味な分野ではあるが我々の取り組みに関し紹介させて頂き興味を持っていただけたら幸いに思う。

S1-3

TC 168 WG 3（ 試験法 ）義肢装具の構造強度試験法および機能計測評価法の規格化への取組と日本の課題○森本 正治、吉田 晴行
大阪電気通信大学 工学部

下肢の一部として常時装着して繰返し体重を負荷する厳しい環境での義足部品について、安全性を保証するための構造強度試験法を中心に審議が行われてきた。各継手部の中心基準点を明確に定義し、強度に大きく影響する部品相互の組立条件の相違を考慮した試験負荷方法を規定するなど、客観的な事実を積み重ねて解決しながら審議が進められてきた。最近では義足足部・足継手部を中心に歩行機能特性の計測評価法の規格化が進み、高機能化が進む義足部品の客観的な相互比較に有用な手法が提供され、これを実測できる試験機の製品化を促し、Work Shop での実証試験を通じてフィールド評価結果との比較検証が行われている。また、痲痺した足関節や膝関節の運動をメカトロニクス技術を応用したブレーキ制御により補助することが実現し、日常生活で常時使用できる高機能下肢装具が製品化されている。このような現状に対応して、日本が主導して構造強度試験法および機能計測評価法の規格案の作成に取り組んでいる状況を報告する。さらに TC299 で検討が進められているロボット義肢装具の規格化との関連について述べる。
―8―

S1-4

TC 168 WG 3（ 試験法 ）義足部品メーカーの規格化・標準化への取組○大塚 滋、後藤 学、鳥井 勝彦
株式会社今仙技術研究所 技術部技術二課

日常生活で使用される義足部品は高い構造強度と使用者の負担とならない重量（軽量さ）が求められる。常に二律背反の関係となる両者の良好なバランスを取るための規格・標準化は非常に重要な指標であり、最低限の構
造強度を保証するための絶対条件とも言える。
弊社では、製品開発の際に ISO（JIS）規格を基に骨格構造義足部品の試験を実施し、製品化前に開発品の構造強度確認を行っている。今回、弊社で実施している ISO 規格を基本とした試験方法、それに関連する経験、取組について紹介する。

S1-5

TC 168 WG 3（ 試験法 ）電子制御義足膝継手の開発と規格化・標準化への取り組み○奥田 正彦、中矢 賀章、藤澤 周示
ナブテスコ株式会社 福祉事業推進部

当社は大腿切断者向けの義足膝継手を製造、販売している。1993 年に世界で初めて空気圧を電子制御した義足膝継手を商品化した。最近は、油圧電子制御により四節リンク式義足膝継手を開発した。これらにより通常路面だけでなく、階段、坂道、不整地でも安心して使用できるようになった。また、ソフトウエアや選択機能の充実により、さまざまな生活場面で活用することが可能になった。現在は 22 か国の代理店をとおして世界各国で販売を行っている。本講演では開発の過程で行った試験評価や国内外の販売で経験したことについて報告する。

S1-6

福祉用具における ISO/JIS 規格の運用の実際と問題点の提起
公的試験評価機関の現状と必要性○田中 繁
株式会社福祉用具総合評価センター

TC173/WG1 におけるシルバーカー規格の例を参考として、福祉用具における ISO/JIS 規格の運用の状況を概観する。現在、福祉用具 JIS の認証を行える試験評価機関が 3 組織、実質的に試験を行っている機関が 2 組織
あるが、福祉用具への対応状況は大きく変わろうとしている。その現状と問題点を分析し、これからの体制がどうあるべきかについて、意見を述べることとする。最後に、福祉用具の評価を実践している機関として、福祉用具総合評価センターについて紹介する。

―9―9 月 16 日

S2

15：00 〜 16：45 大会場（ 2 - 201 ）司会：井上 喜雄（ 高知工科大学 ）医療・福祉分野における運動解析の最新動向と応用
オーガナイザ：伊藤 彰人、 芝田 京子
概S2-1

要：井上 喜雄（高知工科大学）

ウェアラブルセンサを用いた運動計測・解析手法と医療・福祉分野への適用○廣瀬 圭
株式会社テック技販、信州大学

慣性センサを搭載したセンサシステムは、小型かつ低価格であり、身体等への着脱が容易であることから、
ウェアラブルセンサシステムとして様々な分野への利用が期待されている。しかし、慣性センサから得られる計
測情報は 3 次元の角速度・加速度であることから、分析に用いるためには、様々な計算・変換等を行う必要があり、それらの過程において誤差が発生する場合も多い。本講演では、ウェアラブルセンサシステムから得られる計測情報を用いた運動計測・解析手法および医療・福祉分野への適用について説明する。

S2-2

慣性センサを用いた運動計測とその応用○辻内 伸好同志社大学 理工学部 機械システム工学科

靴底に複数の薄型三軸力覚センサを内蔵したサンダル型の計装靴と、下肢に装着する加速度、ジャイロ、地磁気センサからなる MEMS 型慣性センサを組み込んだ姿勢センサから構成されるウエアラブルな運動計測装置を開発した。計測環境の制約を無くし、歩行中の床反力や関節角度といった歩行因子が計測可能なため、歩行障害者のリハビリテーション治療など日常生活を反映した長時間における自然な状態での歩行計測も可能となる。本装置を片麻痺患者の歩行特性の評価に用いた例や手指の運動計測への慣性センサ応用についても述べる。

S2-3

医工連携による簡易型動作解析システムの開発と現場適用○高橋 正樹慶應義塾大学 理工学部 システムデザイン工学科

レーザレンジセンサを用いた簡便かつ解析に耐えうる精度で情報を取得可能な動作解析システムを開発した。
歩行時の脚のモデルを導入したカルマンフィルタにより被験者の各脚を追跡しながら、位置、速度を取得可能であるため、解析することで着床、離床の判定も可能である。レーザーを用いているため計測時は、被験者は何も装着することなく計測が可能であり、簡便かつ実用性の高いシステムである。
医工連携により実施した高齢者、パーキンソン病患者を被験者とした計測実験の結果得られた知見について紹介する。

― 10 ―

S3

9 月 16 日

16：45 〜 17：45 大会場（ 2 - 201 ）司会：太田 裕治（ お茶の水女子大学 ）特別講演（一般公開）

保健医療福祉介護領域における分野横断的なアプローチ― メンタルヘルスからの示唆 ―伊藤 弘人
国立精神・神経医療研究センター精神保健研究所・社会精神保健研究部・部長

保健・医療・福祉・介護の領域は、高度に専門分化した領域のひとつで、大会テーマである分野
横断的なアプローチは難しいと考えられてきました。たとえば臨床家である医師、看護師やコメディカルは、国家資格に基づいてそれぞれ独立・分業しています。また、医療保険や介護保険で提供されるサービスの価格は公定（診療・介護報酬）で、「誰が何をしたか」に応じた出来高で支払われています。行政側も、各領域の個別の制度の運用を分業化しており、統合的なアプローチは想像を超えた長い道のりがあると考えられてきたのです。
しかし、近年この考え方を改めなければならない事態が続いています。第 1 に医療安全です。
2000 年前後から国内外で医療事故の問題が社会問題化し、医療事故は個人の責任に期すのではなく、組織総体として取り組むべき課題であるという考え方が浸透してきました。第 2 は高齢化の急速な進展です。日本人口に占める 65 歳以上人口の割合は、2005 年前後に世界一となり、今後 50 年以上にわたり世界一を独走することが確実です。高齢になると複数の慢性疾患を合併・併発することは珍しくなく、それぞれの専門医療を統合する必要性が認識されつつあります。第 3 は、火急の課題としての持続可能な社会保障制度づくりです。高齢化に伴いサービス需要は増加する一方、国の借金を返済するためには歳出を抑制しなければなりません。2022 年には団塊世代が医療ニーズが高まる 75 歳を迎えます。重複を排除したり、優先順位付けをするなどの「改善」を通して、保健・医療・福祉・介護サービスの「生産性」を高め、持続可能な社会保障制度に再構築していかなければなりません。
ここで重要なのは、「生産性」を向上させる方法は、「改善」によるコスト削減だけでなく、車の両輪として「イノベーション」が重要である点です。イノベーションは、従来とは異なる見方をすることによって、また新しいことを付加することによって生まれます。イノベーションにより、サービスの付加価値を高めることが不可欠で、生活生命支援医療福祉工学系学術団体関係者の役割は大きいと考えています。
保健・医療・福祉・介護の領域においては、新しい診断・治療の技術の開発をはじめ、センサーなどのモニタリングの技術や、ロボットなどの支援・補助の技術などが開発されてきました。近い将来は、医療情報の取扱いに情報通信技術がさらに活用されていくでしょうし、人工知能が診断・治療技術に組み込まれる日も遠くないでしょう。メンタルヘルスの技術も構造化され、生産性が向上していくと考えられます。
保健医療政策に約 25 年間関与してきた研究者として最後に申し上げたいのは、現代の保健・医療・福祉・介護領域におけるイノベーションの核心は、前述した 3 つの課題の解決に直結したものだということです。このイノベーションが、いつどの領域で始まり、どのタイミングで広がるのか
はまだわかりませんが、遠い将来ではないでしょう。ぜひ、お力を貸していただきたいと思います。

― 11 ―

S4

9 月 16 日

10：30 〜 12：00

A 会場（ 124 ）司会：花房 昭彦（ 芝浦工業大学大学院理工学研究科 ）ロボット・ITC 技術の活用による障害者支援― 現場での担当者を迎えて ―オーガナイザ：花房 昭彦

S4-1

高齢者を対象とした情報伝達ロボットの臨床評価― 家庭環境への導入事例 ―○齋藤 大輔国立障害者リハビリテーションセンター研究所 福祉機器開発部

S4-2

車椅子取付型ロボットアームのコストベネフィット評価○中山 剛
国立障害者リハビリテーションセンター研究所 障害工学研究部

S4-3

障害者就労支援を目的としたテレプレゼンスロボットの実証評価○山口 純株式会社 MT ヘルスケアデザイン研究所、芝浦工業大学脳科学ライフテクノロジー研究センター 客員研究員

S4-4

東京都障害者 IT 地域支援センターでの取り組み事例、テレプレゼンスロボットを使用した遠隔就労の事例― テレプレゼンスロボットによる新潟からの遠隔発表 ―（ 予定 ）○堀込 真理子、斉藤 恵司
東京都障害者 IT 地域支援センター― 12 ―

オーガナイズド
セッション

OS 1
OS 1 - 1

9 月 16 日

10：30 〜 12：00

B 会場（ 125 ）ブレインマシンインターフェースによる機能支援

司会：神作 憲司（国立障害者リハビリテーションセンター）
平田 雅之（ 大阪大学 ）体内埋込型ブレインマシンインターフェース○平田 雅之大阪大学国際医工情報センター 臨床神経医工学

ブレインマシンインターフェースは脳と機械の間で信号をやり取りする技術であり、身体障害者の障害された機能を代替する治療法として期待されている。我々は頭蓋内に電極を留置して正確な脳波（頭蓋内脳波）を計測し、これを人工知能技術の中核技術である機械学習法を用いて解読し、ロボットアームや意思伝達装置を操作する技術を確立した。現在、ワイヤレス体内埋込装置を開発しており、これを筋萎縮性側索硬化症の患者さんを対象として長期間埋め込んで BMI の臨床研究を行い、実用化を進める計画であり、その進捗状況を報告する。

OS 1 - 2

Kinect v 2 を用いた嚥下運動の非侵襲的定量化○橋本 洋章 1）2）、平田 雅之 1）2）、亀田 成司 1）2）、栁澤 琢史 1）2）、押野 悟 1）、吉峰 俊樹 2）、貴島 晴彦 1）1 ）大阪大学大学院医学系研究科 脳神経外科、2 ）大阪大学国際医工情報センター 臨床神経医工学

臨床で行われている標準嚥下検査は嚥下造影検査、嚥下内視鏡検査といった侵襲度の高いものであり、また嚥下運動を簡便に定量化することはできない。嚥下リハビリの現場でも嚥下運動の評価は評価者の主観によっている。そこで我々は Kinect v2 のモーションキャプチャー機能を用い嚥下時の口と喉頭の運動を計測した。
嚥下時間を特定するために被験者の頸部にインピーダンス計測用の電極と喉頭マイクを装着し同時に Kinectによる計測を行った。その結果、嚥下による口から喉頭への運動を定量化することに成功したので報告する。

OS 1 - 3

寝たきり高齢者の快適な臥床環境と介護者の負担軽減を目指した
自動体位変換クッションの開発 ― 第 1 報 ―○大村 優華 1）、日下部 華苗 2）、松橋 俊彦 3）、平田 雅之 4）5）
1 ）大阪大学大学院 医学系研究科 保健学専攻、2 ）関西医科大学附属病院、3 ）大阪大学 産学共創本部、4 ）大阪大学 国際医工情報センター 臨床神経医工学、5 ）大阪大学大学院 医学系研究科 脳神経外科学

寝たきり高齢者の褥瘡予防と介護負担軽減のため、自動体位変換機能が活用されている。しかし、介護者の大きな負担となっているものの一つにオムツ交換もある。そこで、自動体位変換機能に加えてオムツ交換機能を有するエアクッションを開発することとした。まず看護師が行う体位変換とオムツ交換の様子を動画撮影し、それに近い動きを再現できる構造について検討した。その結果、エアクッションを複数のモジュールに分割し独立に制御する機構（特許出願中）を考案し試作品を作成した。第 1 報では開発の経緯と試作品について報告する。

OS 1 - 4

BMI 型環境制御装置「 B-assist 」の開発とそのユーザビリティ評価○高野 弘二 1）、小松 知章 1）、神作 憲司 1）2）
1 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所 脳機能系障害研究部 脳神経科学研究室、2 ）電気通信大学 脳科学ライフサポートセンター

我々は、麻痺を伴う患者・障害者の自立支援に向けて、脳波を用い生活環境制御やコミュニケーション補助を可能とするブレイン - マシン・インターフェイス（BMI）型環境制御装置の実用化に向けた研究開発を行っている。本発表では、開発した BMI 型環境制御装置「B-assist」の各種機能について、及び機器のセッティングを行う患者家族・ヘルパー等の介助者を対象として新旧「B-assist」のユーザビリティを比較評価した結果について報告する。

― 14 ―

OS 1 - 5上肢アシストスーツに対する脳波筋電ハイブリッド制御○川瀬 利弘 1）2）、小池 康晴 2）、神作 憲司 1）3）
1 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所 脳機能系障害研究部 脳神経科学研究室、2 ）東京工業大学 科学技術創成研究院 バイオインタフェース研究ユニット、3 ）電気通信大学 脳科学ライフサポート研究センター

我々はこれまで、作業療法様動作をアシストするブレイン - マシン・インターフェイス（BMI）型上肢アシストスーツ「BOTAS」を開発し、定常視覚誘発電位（SSVEP）等の脳波や、表面筋電位による操作を可能としてきた。さらに我々は、この脳波・表面筋電位ハイブリッド制御手法を組み込んだ、日常生活での使用を目指した軽量な BMI 型上肢アシストスーツ「BRENDA」の開発を行っている。本発表では、これらで用いた
脳波・筋電ハイブリッド制御手法について、及び健常者と頚髄損傷患者・脳卒中患者における評価結果について報告する。

OS 1 - 6

討議― 15 ―

OS 2

9 月 15 日

16：30 〜 18：00

A 会場（ 2 - 101 ）司会：山本 和輝（ 東京理科大学大学院 ）学生会企画 特別講演

ME との半世紀の歩み― 明徳を明らかにすることを目指して ―福井 康裕
東京電機大学 名誉教授

近年、フロンティア ME（生体医工学）とも言うべき大きな変革が起きつつある。この創生の鍵を握るのが、新しく参入する学生や若手研究者である。本稿が彼らの「道しるべ」として少しでも参考になるならば幸いである。内容は「アメリカ留学での思い出」と「東京電機大学への転身」を中心としてまとめてみたい。ただ、これらに関しては今まで既に生体医工学、
人工臓器、ライフサポート学会誌などで掲載しているので、その全文あるいは一部を転載することをお許し願いたい。

1. アメリカ留学での思い出	 1969 年 の 暑 い 夏、 ア メ リ カ 中 西 部 Michigan 湖 の 西 に 位 置 す る Madison 市 に あ る
Wisconsin 大学へ向けて車を走らせていた。そのひと月前の 7 月、NASA（米航空宇宙局）のアポロ計画により、初めて人間が月への到達を成し遂げ、世界中がロケットブームに湧いている時でもあった。当時、Chicago の南東にある Purdue 大学に修士課程大学院生として留学中であった。NASA から研究助手奨学金の援助を受けることができ、ロケットプロ
ジェクトに従事していた。Purdue 大学留学中の思い出として、根岸英一博士との出会いがある。博士は 2010 年に触媒クロスカップリングによりノーベル化学賞を受賞された。当時は無名のポスドク研究員として、黙々と研究に没頭されていた。無類のゴルフ好きで、私のゴルフの師匠でもあった。Purdue 大学は 36 ホールの広大なゴルフ場を所有していた。
休日になると、根岸師匠の特訓を受けながら、数ドルの安いプレイ費で 1 日中ラウンドした。
いま顧みると、ゴルフという息抜きがなければ、とても留学という厳しい状況を乗り切れなかったと思われる。
	 そのころの日本の大学は学生運動が荒れ狂って、とても勉学などが出来る状況ではなく、異国で勉学できる環境下に自分が置かれたことを、本当に感謝した。しかし一方、ベトナ
ム戦争は熾烈をきわめ、人間の命の尊さを思い知らされた時期でもあった。そして、自分の従事しているロケットの研究に少々疑問を感じ始めていた。大学院修士課程を終えて、Ph.D.（博士）課程に進むに際して、私はこれから何をなすべきか、悩んで過ごしていた。その頃、アメリカに “NASA Spin Out 族 ” と称される人々が現れ始めた。月への人間到達という偉業を成し遂げた NASA だが、ベトナム戦争でアメリカ国家財政が疲弊して、次に待ち受けていたのは航空宇宙関係国家予算の削減であった。NASA の科学技術者達が退職を強いられ、大学・民間企業などに次々と Spin Out（ 転身）していた。これによって、航空宇
宙の高度科学技術が、生体医工学分野へ急速に移転されることになった。
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	 Wisconsin 大学においても生体医工学という新しい学際分野が開設されることになり、これからの自分の研究をここで再燃する以外にないと確信した。こうして Purdue 大学から、Wisconsin 大学 Ph.D. 課程に移籍、生体循環動態のシミュレーション解析に挑戦し、Ph.D. の学位論文をまとめた。その後、ポスドク研究員の招聘を受け、California（ San Diego）大学
医学部麻酔科に移籍し、2 年間在籍することになる。手術中の生体の管理や、重症患者の監視などに臨床現場で直に接する機会を得たことは、貴重な経験であった。

2. 東京電機大学への転身	 約 7 年間のアメリカ留学を終え、日本に帰国し、富士通㈱に 3 年ほど在籍する。病院へのコンピュータ導入に主として携わった。しかし、頭の片隅では、アメリカでの自由だった
学究活動の魅力に忘れ難い思い出を持ち続けていた。そんな折に、日本エムイー学会（現生体医工学会）の大会で出会ったのが、その当時東京電機大学学長の阪本捷房先生であった。
先生は日本エムイー学会の創始者であり、初代会長でもある。東京電機大学で新学部を創設することになり、助教授の誘いを受けた。そこで、大学へ転身することになった。
	 着任した理工学部で、新研究室の立ち上げを始めたが、なにもかもがゼロからの出発であった。研究は生体医工学分野を目指すこととした。しかし、教育に関しては、私自身が大学での教育経験皆無であり、その方針が未定であった。“ そもそも大学の教育の目的は何か ” という命題に対して、自問自答することから始めた。この答えのヒントを与えてくれたのが、中国の古い書物『大學』である。そこに “ 大學の道は明徳を明らかにするに在り ”（明徳とは生まれながらに持っている個人の才能）と書かれている。この明徳思想は私の従来から漠然と持っていた教育思想に最も合致すると思われ、研究室の教育研究の基本理念とした。研究室は一応曲がりなりにもスタートすることができた。その後の約 40 年間に渡り、生体医工学分野の研究開発に携わった多くの Bloody Engineer（ 血まみれの工学者）が巣立っていった。研究室を卒業した学生の総数は 444 名である。なかでも、私の指導の下で、18 名の教え子たちが博士（工学）学位を取得した。これからの日本を支える基幹産業は人間の生命・生活を支援する生体医工学技術であると期待されている。未来社会において、若い諸君がますます活躍することを期待したい。

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OS 3
OS 3 - 1

9 月 17 日

9：30 〜 10：45

A 会場（ 124 ）司会：井上 淳（ 東京電機大学 ）藤谷 順子（ 国立国際医療研究センター）

医療福祉分野の研究・機器開発におけるニーズ・シーズのミスマッチとその解決

医療・福祉工学研究におけるニーズ・シーズのミスマッチの現状とその問題点○井上 淳
東京電機大学 未来科学部 ロボット・メカトロニクス学科

近年、医療・福祉と工学の結びつきは、以前よりもいっそう強くなってきている。そういった活動を支援するような公的なシステムも多数出来上がってきている。しかしながら、実際の機器の開発や研究が臨床導入段
階まで進む割合はそれほど多くなく、実用化してもその後病院の隅で眠ってしまうような場合も多々ある。本
講演では医療福祉機器開発の現状と、その問題点を明らかにし、そこから見える解決の糸口について触れることで、本オーガナイズドセッションの他の発表への導入とする。

OS 3 - 2

障害当事者のニーズに基づき自立支援機器開発を行う人材育成手法― ニーズ & アイデアフォーラム ―○琴坂 信哉 1）、小野 栄一 2）
1 ）埼玉大学 大学院 理工学研究科 人間支援・生産科学部門、2 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所

真に障害当事者の問題を解決する支援機器を開発するためには、支援の現場のニーズを踏まえた開発が必要である。しかし、現場と工学の連携が行われることは少なく、実用化にこぎ着けた機器は大変少ない。この問題の原因は、ニーズとシーズの結びつけの問題だけではなく、医療・福祉の現場と開発サイドの間での常識の相違があることに当事者が気づけていないところにある。そこで、本講演では、上記の問題解決を目指した人
材育成手法を開発し、3 年間に渡って実践した結果を報告する。

OS 3 - 3

高齢者の慢性運動器疾患の改善に向けた下肢筋力測定・訓練装置の開発と医工連携活動について○縄田 厚
アルケア株式会社

変形性膝関節症の治療と予防において高齢者の運動能力等の因子が大きく関連するといわれているが、その発症・進行のメカニズム等の解明が課題であった。またリハビリテーションにおいて高齢者・患者の理解がいたらず十分な効果が得られないことが課題であった。
これらの課題に対して、医療従事者と連携し、研究・開発・疫学及び発信を進めることで、新たな医療証明と製品開発とつなげる事が可能となった。
今回、着手初期から市場展開までの活動と成果・課題について報告する。

OS 3 - 4

倫理審査申請の準備のためのガイドラインについて○梶谷 勇 1）、宮腰 清一 1）、三輪 洋靖 1）、脇田 優仁 1）、本間 敬子 1）、角 保志 1）、松本 治 1）、松本 光司 2）、
諏訪 基 3）、山内 繁 3）
1 ）国立研究開発法人 産業技術総合研究所、2 ）日本自動車研究所、3 ）日本ロボット工業会

介護領域におけるロボット開発が盛んにおこなわれているが、ロボット開発事業者の中には人対象の研究や開発になれていないところも多い。効率よく開発を進めて実証試験を実施してもらうために、人対象の研究の経験が少ないロボット開発事業者を対象とし、倫理審査申請に向けた準備において事前に知っておいたほうが良い情報を取りまとめたガイドラインを策定した。そのガイドラインの紹介に加え、策定の中で行われた議論の内容について概略を紹介する。

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OS 3 - 5

リハビリテーション医療現場における機器開発とその実用化○藤原 俊之順天堂大学大学院医学研究科リハビリテーション医学

リハビリテーション医学は障害を primary に扱う医学であり、機能障害の最大回復と介助量の軽減により
QOL を改善させることを目的としている。テクノロジーの開発が直接患者さんの生活に寄与できる可能性があり、医工連携が最も盛んな分野である。現在までに我々は新たに開発された電気刺激治療機器を用いて脳卒中
片麻痺患者の上肢機能障害の改善を図る治療法である Hybrid Assistive Neuromuscular Dynamic stimulation（HANDS）therapy や、脊髄刺激により脊髄歩行関連回路を歩行運動にあわせて刺激する FAST walk 等を開発し、臨床に応用してきた。

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OS 4
OS 4 - 1

9 月 17 日

9：30 〜 10：45

C 会場（ 126 ）フルードパワーを利用した医療・福祉システムの開発

司会：齋藤 直樹（ 秋田県立大学 ）嵯峨 宣彦（ 関西学院大学 ）高岩 昌弘（ 徳島大学 ）歩行を支援する障害児用空電ハイブリッド型移動支援機器の開発○佐々木 潤滋賀県立大学大学院 工学研究科 機械システム工学専攻

自身の意思による移動を困難とする子どもたちに向けた、移動体験を提供する研究がこれまでに実施されてきた。本研究ではそのような子どもたちを対象とした、歩行を支援する障害児用空電ハイブリッド型移動支援機器の開発を目的とする。本稿では、脚部の歩容を支援する極めて軽量なソフトアクチュエータの設計、歩行の移動を支援する電磁モータの搭載、およびそれらを用いた協調動作による歩行の生成を可能とする機体の開発について述べる。

OS 4 - 2

整形外科手術における新たなターニケットの開発に関する研究○雨宮 将太 1）、武井 裕輔 1）、前田 浩行 2）、諸橋 達 2）、神田 章男 2）、岩瀬 秀明 2）、金子 和夫 2）、
前田 睦浩 3）、寺阪 澄孝 4）、下大川 丈晴 4）、三井 和幸 1）1 ）東京電機大学大学院工学研究科、2 ）順天堂大学医学部付属病院、3 ）医療法人社団山本・前田記念会 前田病院、
4 ）三洋金属工業株式会社

本研究の目的は新たなターニケットを開発する事にある。ターニケットとは、整形外科手術の際にカフを用い空気圧により駆血を行う装置である。これを使用する際の駆血圧は医師が経験的に設定する場合が多く、患者に後遺症が発生することが問題視されている。この問題に対し駆血圧の調整による解決の可能性を見出したが、従来の空気圧による駆血圧の調整は困難であった。そこで我々は空気圧に代わる駆動源として、印加電圧に応じて吐出圧の調整が可能という従来には無い特徴を有する EHD 現象を応用した新たなターニケットの開発を行った。

OS 4 - 3

空気圧システムによる車椅子座位姿勢補正機構の開発○齋藤 直樹 1）、高橋 義輝 2）1 ）秋田県立大学 システム科学技術学部 機械知能システム学科、2 ）社会医療法人 青嵐会 介護老人保健施設 グランフドファミリー西目

介護施設等での車椅子利用者の中には、利用中の座位姿勢が左右に傾く場合がある。この状態が長時間に及ぶことで腕や胸部を圧迫するため、座位姿勢を垂直に戻すことが必要である。しかし車椅子利用者の中には運動機能の低下のために自力で戻せない場合や、現場の介護者不足により発見対応が遅れることなどもあるため、このような姿勢補正動作を自動的に行う空気圧を利用したシステムを開発している。本講演では、求められている補正動作と、これを実現するための空気圧システムの概要について提案する。

OS 4 - 4

空気圧シリンダを用いた足関節リハビリ機器の機構設計○土井 敦士関西学院大学 理工学部 人間システム工学科

近年、高齢者の人口が急激に増加しており、それに伴って脳梗塞の患者数も増加している。脳梗塞は主として手足の運動障害を引き起こし、その症状は多様である。そのため、患者の運動機能回復のためのリハビリ機
器も症状や回復度合いに合わせて対応する必要がある。本研究室では回復度合いに合わせて介助者なしに使用できる空気圧シリンダを用いた足関節リハビリ機器の開発を行っている。今回はリハビリ機器の機構設計について説明する。

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OS 4 - 5

装着者の体重を用いた空気式歩行支援シューズの開発○高岩 昌弘徳島大学

高齢者のつまずきによる転倒を防止するため、歩行時の遊脚期における足関節部の背屈動作を能動的に支援する歩行支援シューズを開発する。一般に能動支援のためにはエネルギー源の確保が必要となり装置の大型化やコストの増大を招くことが懸念される。本研究では、装着者自身の体重（位置エネルギー）を利用して足底部に設置したフットポンプを踏んでポンプ内の空気を圧縮し、提案するアクチュエータを駆動してバネの位置
エネルギーに変換し、背屈時に足関節部にトルクを発生する。提案する装置の有効性を実験により検証する。

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OS 5
OS 5 - 1

9 月 15 日

16：00 〜 18：00

B 会場（ 2 - 102 ）看護と工学

司会：森 武俊（ 東京大学 ）山田 憲嗣（ 大阪大学 ）嚥下音のウェーブレット変換に基づく官能評価の試み○可児 雅弥 1）、古滝 莉加 1）、望月 勇太 2）、山内 忍 2）、本橋 由香 2）、佐藤 敏夫 1）2）、阿岸 鉄三 2）、
高橋 常男 3）1 ）桐蔭横浜大学大学院 工学研究科 医用工学専攻、2 ）桐蔭横浜大学 医用工学部 臨床工学科、3 ）前 神奈川歯科大学大学院

我々は、頸部に装着した複数の加速度センサを用いて嚥下音を採取し、ウェーブレット変換による時間 - 周
波数解析を行うことで、非侵襲的に嚥下機能を評価する方法を提案してきた。今回の報告では、採取される嚥
下音の再現性向上を目的として、嚥下音採取用センサの変更について検討した。また、センサ装着位置についても、嚥下時のセンサの動きを定量化することで、最適な装着位置に関する検討も実施した。さらに、炭酸濃度を変更した複数の炭酸水嚥下時の嚥下音を測定・分析することで、官能評価への適応についても検討した。

OS 5 - 2

Measurement for Pressure Distribution during Handgrip through Flexible Pressure
Sensor Sheet○王 天一大阪大学 医学研究科 保健学専攻 ロボティクス & デザイン看工融合共同研究講座

We developed a new flexible pressure sensor sheet which is composed of organic transistors andapplied for the visualization for pressure distribution measurement of each finger and palm during
handgrip strength.
The pressure sheet was to be wrapped possibly around a pole to measure the pressure distribution
when human subjects grasp an object.
As a result, it was found that experimental results were sure to prove the visualization for fingers
and palm during handgrip strength measurement.

OS 5 - 3圧力センサ内蔵型エアマットレスを用いたベッド上姿勢・動作分類の学習手法間比較○荒木 大地 1）、野口 博史 1）、川口 孝泰 2）、真田 弘美 1）、森 武俊 1）1 ）東京大学大学院 医学系研究科、2 ）東京情報大学 看護学部

ベッドからの転落は負荷の大きな医療事故であり、予防が困難である。本研究では転落予測に向け、ベッド上の人の姿勢・動作を圧力分布から推定することを目的に実施した。圧力分布は圧力センサ内蔵型エアマット
レスである LEIOS を用いて取得し、対象者の姿勢・動作を記録した。姿勢・動作は 9 種類で、各 1 分間連続して実施するように指示した。取得した圧分布データから、重心変動の周波数、圧分布面積などの特徴量を算出し、SVM および Random Forest を用いて適中率を算出した。結果として各機械学習手法ともに適応可能であることを確認した。

OS 5 - 4

Measurement of Respiration and Heartbeat for Bed Care by using Large-Scale
Pressure Sensor Sheet○丁 憙勇、大野 ゆう子
大阪大学大学院医学系研究科 ロボティクス & デザイン看工融合共同研究講座

The purpose was to propose measurement of respiration and heart rate for bed care by using alarge-scale pressure sensor sheet（ PSS）. The system enabled us to realize the continuous noninvasive
monitoring method. Through all of experimental results, it was found that the PSS was useful for bed
care because it was feasible to measure the RR and HR without any contact, although the change ofbody posture temporarily affected the system.

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OS 5 - 5

「お元気ですかコール 」データベースに基づいた在宅コミュニケーションロボットの提案○赤松 和衡大阪工業大学大学院 工学研究科 生体医工学専攻

近年人口の高齢化が進み独居高齢者が増加している。そこで、ひとり暮らしを適切に支援する独居高齢者を対象としたコミュニケーションロボットを提案する。辻川らは、独居老高齢者との会話と現状を把握することを目的とした “ お元気ですかコール ” という取り組みを行っている。このデータから定型的応答であっても独居高齢者に情報を提供し続けることが有効であると考えられるため、コミュニケーションロボットを製作しそれに対する高齢者の評価を調査した。

OS 5 - 6

ナースコール利用履歴ログデータのコール数・センサコール数の病棟間比較○森 武俊 1）、野口 博史 1）、宮原 真紀 2）、荒木 大地 1）、小林 康司 3）4）、真田 弘美 2）、村山 陵子 3）、
山本 千恵美 3）、小柳 札恵 3）、池川 充洋 5）1 ）東京大学 大学院医学系研究科 ライフサポート技術開発学（モルテン）寄付講座、2 ）東京大学 大学院医学系研究科 老年看護学分野、3 ）東京大学 医学部付属病院 看護部、4 ）東京大学 大学院医学系研究科 社会連携講座アドバンストナーシングテクノロジー、
5 ）ケア環境研究所

病院のナースコールの記録履歴を分析し、主診療科の異なる病棟の間のコール数・種別を比較した。コール数が多くなる要因を探索することで、病棟の安全、看護師の繁忙度の軽減、患者の QOL の向上を達成する方法を考察することを目的としている。ある大規模病院の 3 年間のナースコールの総数の多い病棟は 1）老年病科、2）神経内科・呼吸器内科、3）脳外科の順であった。コール数が多い病棟の増分は離床センサなどのセンサを接続し自動コールを行うための種類によるものであった。

OS 5 - 7

病棟における警報優先度評価方法についての基礎的検討○星 善光
東京都立産業技術高等専門学校

医療現場には警報を備える多くの医療機器が存在し、医療従事者は複数の警報に対峙している。警報優先度
は業務中の経験により決定されるが、優先度が必ずしも正しいとは限らない。警報優先度の評価は重要だが、複数の警報が存在する環境において、客観的に警報優先度を評価することは困難である。本研究では複数の警報が存在する環境における優先度評価方法について、ナースコールを例として検討することを目的とした。本
報告では、警報についての知見をまとめ、警報優先度を決定する要因と評価方法について検討した結果を報告する。

OS 5 - 8

討議― 23 ―

OS 6
OS 6 - 1

9 月 15 日

13：00 〜 14：30

A 会場（ 2 - 101 ）司会：山下 和彦（ 大阪大学大学院 ）高齢者の歩行機能改善のための地域活動と工学技術

簡易型時空間・力学的歩行解析システムの開発と高齢者の TUG 計測への適用○江口 僚 1）、萬 礼応 2）、高橋 正樹 3）1 ）慶應義塾大学大学院 理工学研究科 開放環境科学専攻、2 ）慶應義塾大学大学院 理工学研究科、3 ）慶應義塾大学 理工学部 システムデザイン工学科

我々はレーザ測距センサ（LRS）を用いて、歩行中の歩幅、歩隔等の空間パラメータを簡易に計測可能な歩行解析システムを提案し、高齢者の TUG の計測に適用することで、認知機能と運動機能・旋回動作時の歩行戦略の関連を調査してきた。本研究では、同システムにインソール型足底圧計測装置（iPMS）を組みわせ、支持脚時間や歩行率等の時間パラメータと、床反力や COP 等の力学パラメータを同時に計測可能なシステムへ拡張する。このシステムにより高齢者の多面的な歩行解析が実現し、ビッグデータの解析による新たな知見の創出が期待される。

OS 6 - 2

高齢者の足病リスク推定のための足部特徴量評価システムの開発○山下 知子 1）、山下 和彦 1）、山田 憲嗣 1）、大野 ゆう子 2）1 ）大阪大学大学院 医学系研究科 バイオデザイン学共同研究講座、2 ）大阪大学大学院 医学系研究科 保健学専攻

変形性膝関節症などの関節疾患は国内に 3,000 万人以上存在すると推定され、多くが足部に変形をかかえている。医療機関で足部は脚部レントゲンで撮影されているが、地域で足部を定量的に計測する機器は見当たらない。そこで本研究では、足部の定量的評価を行うシステムを開発した。本システムでは足部周囲を撮影し、足部外観を 3 次元再構成し、足部の特徴量の定量的評価を行う。本システムによる足部評価の有効性について発表する。

OS 6 - 3

高齢者の生活におけるフットケアの必要性について○伊藤 啓子一関市病院事業

一関市病院事業ふじさわデイサービスセンタでは、歩行機能の維持向上を目指しメディカルフットケアを実施しています。高齢者介護の現場では、身体機能の維持向上、転倒予防を図る為に「筋力の向上」にのみ着目されがちでありますが、体を支える足底圧が安定することでさらに運動効果が期待できると考えられます。
そのために足爪や、足の状態を過大分析することが重要ですので、健康寿命を延ばす為には、メディカルフッ
トケアが高齢者介護の現場で標準化されていくことが望ましいと考えております。

OS 6 - 4

歩行機能向上のための支援・計測技術の効果○山下 和彦大阪大学大学院 医学系研究科 バイオデザイン学共同研究講座

中高年の糖尿病などの慢性疾患、変形性膝関節症などの整形外科的疾患、MCI を含む認知症の対策が求められる。これら疾病予防や改善に歩行機能の向上や歩数を増加させることが有効だと報告されるが、大規模に介入し、歩数、活動性、身体機能や体組成の改善、医療費などの医療経済的効果については十分に明らかではない。本研究では、ICT を用いた健康マイレージシステムを開発し、1,800 人の中高年者に 18 か月間介入した効果について明らかにすることを目的とした。その結果について報告する。

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OS 6 - 5指定発言
歩行に影響を与える外反母趾の発生メカニズムと治療方法

OS 6 - 6

指定発言
歩行に影響を与える外反母趾の発生メカニズムと治療方法― 25 ―

OS 7
OS 7 - 1

9 月 16 日

13：00 〜 15：00 大会場（ 2 - 201 ）司会：安田 和弘（ 早稲田大学 ）ニューロリハビリテーションと工学

重度上肢麻痺患者に対する IVES 外部アシストモードの有用性○岩代 賢人
特定医療法人茜会 北九州市立門司病院

近年、軽度から中等度上肢麻痺に対する随意運動介助型電気刺激装置 IVES のパワーアシストモードの研究
報告は積極的に行われているが、外部アシストモードの研究報告は少なく、重度上肢麻痺患者の治療法としても未だ確立されていない。そこで、重度上肢麻痺を呈した症例 3 名に対して外部アシストモードを使用することで若干の知見が得られたので報告する。

OS 7 - 2

経頭蓋的磁気刺激による機能局在マッピング手法を用いた大脳皮質運動野の機能評価○清水 悠功芝浦工業大学 理工学研究科 システム理工学専攻

経頭蓋的磁気刺激法（TMS）によって大脳皮質一次運動野を広範囲に刺激すると、刺激の位置に応じて運動誘発電位のサイズが変化する。この時の刺激位置－誘発電位サイズの関係性を描出することで一次運動野の脳機能局在マップ（TMS mapping）を得ることができる。我々は従来手法の計測の時間的コストや精度の限界を克服するため、短時間かつ高精度でマップ描出を行うシステムを開発した。今回の発表では、脳卒中、脊髄損傷、上肢切断など多岐にわたる症例を対象としたデータを参照しながら、開発システムの有用性について考察する。

OS 7 - 3

注意障害における探索行動分析のためのセンサフュージョンシステム○殿村 隆太首都大学東京 シンテムデザイン研究科 知能機械システム学域

注意障害は注意を一定に向けることが困難である。これは注意障害説と呼ばれ、注意を解放して移動することが患者にとって困難であることから現れる症状である。そこで患者が注意障害を診断する課題に取り組んでいる際、目標を認識し、行為に移す間の探索する挙動に注目する。タッチインターフェース、三次元距離セン
サを用いて計測を行い、手先、筆圧、頭部の挙動などからどのようなアプローチで探索をするか分析を行う。

OS 7 - 4

中枢神経疾患患者に対するロボットスーツを用いた運動療法の検証○松田 雅弘
城西国際大学 福祉総合学部 理学療法学科

中枢神経疾患（脳卒中・脳性麻痺）患者に対してロボットスーツ HAL がバランス・歩行機能に効果的とす
る報告は多い。さらに、歩行機能の改善だけではなく、目的別に運動療法を実施することで、立ち上がり動作、
立位保持、移乗動作の改善にもつながる。ロボットのアシスト量や課題を工夫するためには、身体機能評価（技術的な面を含む）が重要であり、その評価がロボットスーツの運用を可能にし、リハビリテーション効果を高めることにつながる。

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OS 7 - 5

半側空間無視の注意誘導を促す 3 D-VR 型可動スリットの動的環境への適応○齋地 健太 1）、安田 和弘 2）、岩本 晃 3）、室井 大佑 4）、岩田 浩康 1）1 ）早稲田大学大学院 創造理工学研究科 総合機械工学専攻、2 ）早稲田大学 理工学術院 総合研究所、3 ）早稲田大学 創造理工学部 総合機械工学科、4 ）医療法人鉄蕉会 亀田リハビリテーション病院

脳卒中の後遺症である半側空間無視に対して、我々は注意の解放と移動を促す 3D-VR 型可動スリットを開発し、遠位空間における身体中心無視の改善を報告した。しかしながら、これまでの VR 空間は静的空間であり、患者が経験する移動中の視覚入力とは情報処理過程が完全には一致しない。そのため、患者が障害物へ衝突する等の極めて重要な問題に働きかけるには不十分であることが予測される。そこで本研究では、横断歩道
通行場面に 3D-VR 型可動スリット実装し、動的かつ複雑性の高い環境にてシステム適応を試みたので報告する。

OS 7 - 6

没入型 VR による下肢運動錯覚がミラーニューロンシステムに与える影響○平井 大智 1）、福嶋 勇太 2）、安田 和弘 3）、大橋 洋輝 4）、岩田 浩康 2）1 ）早稲田大学大学院 創造理工学研究科 総合機械工学専攻、2 ）早稲田大学 創造理工学部 総合機械工学科、3 ）早稲田大学 理工学術院 総合研究所、4 ）東京慈恵会医科大学

鏡療法（MT）は、ミラーニューロンシステム（MNS）や運動関連領野を賦活するためのリハビリ手法である。
しかし鏡療法では、健側を使用するがために半球間抑制により患側半球の機能を抑制する可能性が否めない。
そこで本研究では、健側動作を必要とせず MNS の賦活を促すための運動錯覚提示装置の開発を行った。本報
告では、患者の生活自立に不可欠な下肢運動に着目し、提案装置による VR 映像提示の有無における MNS 活
動を脳波計（EEG）を用いて定量化したので報告する。

OS 7 - 7

脳卒中後歩行・バランス障害に対する経頭蓋直流電気刺激の応用○万治 淳史 1）2）、網本 和 2）、松田 雅弘 3）、和田 義明 4）、稲葉 彰 5）
1 ）埼玉みさと総合リハビリテーション病院、2 ）首都大学東京大学院、3 ）城西国際大学、4 ）玉川病院、5 ）関東中央病院

近年、脳卒中後リハにおける経頭蓋直流電気刺激（tDCS）の応用が進んでいる。対象となる障害は上肢麻痺、半側空間無視、失語など多岐に渡るが、生活動作において重要となる歩行・バランス能力を対象とした研究は少ない。歩行・バランス能力や脳卒中後障害の回復には補足運動野の役割が重要であると報告されている。
我々は脳卒中後患者に対し、補足運動野への tDCS と部分免荷トレッドミル歩行練習の併用療法の効果について検証たため、報告する。合わせて、効果の機序や適応についての詳細な分析といった今後の課題についても提示したい。

OS 7 - 8

触覚・視覚フィードバックを組み込んだ手の感覚機能訓練システムに関する研究○武田 桂祐 1）、萩原 悠太 2）、李 虎奎 2）、斉藤 之男 2）、山本 紳一郎 1）、米田 隆志 1）1 ）芝浦工業大学大学院 理工学研究科、2 ）芝浦工業大学 システム理工学部

本研究では、麻痺患者に対して運動機能と感覚機能の回復を目的とした、リハビリテーション装置およびそのシステムの開発を行っている。本システムは使用者が装置に設置された円柱状のゴムチューブを把持することにより、その中の歯車が手のひらに機械的刺激を付与し感覚機能の回復を促す。さらに、その把持力を計測
し、モニタに目標値と同時に表示することで運動機能の回復を促す。本稿では、健常な被験者に対して本シス
テムによる目標値追従実験と感覚点計測実験の結果、およびそれを基にした装置新規設計案の提案について報告する。

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OS 8
OS 8 - 1

9 月 16 日

9：00 〜 10：45

C 会場（ 126 ）司会：坂尻 正次（ 筑波技術大学 ）視聴覚・発声障害のためのバリアフリー技術

視覚障害者の聴覚空間認知訓練システム○関 喜一
国立研究開発法人 産業技術総合研究所

視覚障害教育・リハビリテーションにおいて、音情報を利用して周囲の状況を認知する技能（聴覚空間認知）を獲得する教育・訓練はとても重要である。筆者は、仮想空間の中でこの技能の訓練を行うシステムを開発し、2013 年 4 月より視覚障害関係者への提供を開始し、その後継続的にアップデートを行っている。本発表では、
訓練システムの開発の経緯から実用後の経過までを概説する。

OS 8 - 2

視覚障害者用横断歩道誘導器の触覚提示システム
第 2 報 横断歩道の上肢による動的知覚○岩崎 雄己東京電機大学大学院 理工学研究科 電子・機械工学専攻

横断歩道や歩行者信号機は主に視覚情報であるため視覚障害者の安全な道路横断には代替の情報取得手段が求められる。本研究では、白杖の使用を前提とし、他方の手に装着して小型カメラ画像から横断歩道・信号灯の検出と振動・点字による触覚提示が可能な横断歩道誘導器の開発を進めた。本報告では、実使用条件を模した屋外環境下にて、歩行時の画像処理と振動提示による横断歩道の検出・通知実験を行い、腕先姿勢維持時と能動的な横断歩道の探索時の横断歩道検出成功数を比較したところ、探索時の成功数が向上したことから考察を報告する。

OS 8 - 3

全盲者のアクセシビリティに配慮した音で作図するタッチスクリーン端末用地図エディタ○松尾 政輝 1）、三浦 貴大 2）、櫻田 仁幸 3）、坂尻 正次 1）、大西 淳児 1）、小野 束 1）
1 ）筑波技術大学大学院 技術科学研究科 保健科学専攻 情報システム学コース、2 ）東京大学 高齢社会総合研究機構、
3 ）プログレス・テクノロジーズ株式会社 設計開発サービス事業部

視覚経験のない全盲者にとって、二次元地図情報の内容把握は困難である。また、全盲者が作図する際は専用の機器が必要である。そこで本研究の目的を、視覚障害者が音だけを頼りに作図可能な地図エディタを開発することである。これまで、本エディタを視覚障害者向けのゲーム開発ツールとして利用した結果、視覚障害者自身が 2 次元地図上を移動して遊ぶアクション RPG を開発できた旨を報告した。
本発表では、地図エディタの操作性改良にあたり、タッチスクリーン端末上への実装を行ったので、その結果を述べることとする。

OS 8 - 4

2 次元触覚ディスプレイを用いた盲ろう者の歌唱支援のための触覚フィードバックによる音声ピッチ制御○坂尻 正次 1）、三浦 貴大 2）、三好 茂樹 3）、大西 淳児 1）、小野 束 1）、伊福部 達 2）
1 ）筑波技術大学 保健科学部、2 ）東京大学 高齢社会総合研究機構、3 ）筑波技術大学 障害者高等教育研究支援センター

自身の音声自体の聞き取りに困難を示す程に聴力の低下した盲ろう者・聴覚障害者は、当然ながら自身の音
声ピッチを把握することも困難なので、ある程度の音高の正確さを保って歌唱することが難しい。我々はこれまで触覚フィードバックによる音声ピッチ制御に関する知見を集め、触覚ディスプレイを用いた歌唱支援シス
テムを構築し、その有効性を確認してきた。本報告では、新規に採用した 2 次元触覚ディスプレイによるシス
テムを新たに開発したので、そのシステムの有効性について論じることとする。

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OS 8 - 5

Minskey：全盲者のためのスマートフォン向け小型ソフトウェアキーボード○三浦 貴大 1）、坂尻 正次 2）、大西 淳児 2）、松尾 政輝 2）、小野 束 2）1 ）東京大学 高齢社会総合研究機構、2 ）筑波技術大学 保健科学部

タッチスクリーン端末における視覚障害者向けアクセシビリティは日進月歩で向上している。しかし、多くは晴眼者向けのソフトウェアを単に視覚障害者が使えるようするのみであり、彼らの操作性をさらに高めるための方策が求められる。我々は、全盲者がスクリーンリーダ使用下で効率よく操作可能なボタンサイズは、晴眼者や高齢者に求められるサイズより小さい旨を報告した。このため、本研究の目的を、全盲者が効率よく入力できるソフトウェアキーボードの試作とする。本報告では、作成したアプリケーションの概要と評価結果を述べる。

OS 8 - 6

子供向け地域アセスメント支援ツールによるアクセシビリティマップの多世代共同作成支援○三浦 貴大 1）、藪 謙一郎 1）、荻野 亮吾 1）、檜山 敦 2）、廣瀬 通孝 3）、伊福部 達 1）
1 ）東京大学 高齢社会総合研究機構、2 ）東京大学 先端科学技術研究センター、3 ）東京大学 大学院 情報理工学系研究科

高齢者や障害者の円滑な移動のため、様々な場所のバリアフリー化が進んでいる。しかし、当事者が事前にこれら状況を知るには、様々な団体が提供した情報を総合する必要がある。一方で、アクセシビリティ状況を発信する団体もあるが、継続的なアセスメントには労力を要し情報更新が滞りやすい。そこで本研究の目的を、
実地アクセシビリティ状況共有の効率化システムの実装とする。本発表では、我々が開発した状況共有ツール
を小学生向けに改良した上で、彼らと多世代ボランティアが地域点検に本ツールを利用した際の支援効果を報告する。

OS 8 - 7

盲聾学生のための遠隔要約筆記伝達支援ソフトウェアの試作○大西 淳児筑波技術大学 保健科学部 情報システム学科

聾学生に要約筆記を行うソフトウェア（iptalk）が情報補償手段の 1 つとして活用されている。しかしながら、このソフトウェアは、画面確認ができることを前提として設計しているため、盲聾学生が点字ディスプレイで情報を得るには、点字読み取りのための時間と同期がとれず、適切なスピードで情報を提示することができない。そこで、この報告では、盲聾学生の読み取り速度に合わせた提示を行うことを支援するソフトウェアを試作し、その仕様とプロトタイプによる使用評価の概要について報告する。

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OS 9
OS 9 - 1

9 月 17 日

9：30 〜 12：00

B 会場（ 125 ）司会：山根 隆志（ 神戸大学 ）生体流体工学

せん断応力が血栓形成反応抑制に及ぼす血液凝固反応の定量評価○丸山 修 1）、川上 滉貴 2）、村重 智崇 2）、迫田 大輔 1）、小阪 亮 1）、西田 正浩 1）、山根 隆志 3）
1 ）国立研究開発法人 産業技術総合研究所 健康工学研究部門、2 ）東京理科大学大学院 理工学研究科、3 ）神戸大学大学院 工学研究科

遠心血液ポンプ内では、インペラの回転によってせん断応力が発生している。低せん断応力域では、血液の淀みにより血栓が形成されるのに対して、高せん断応力域では血栓形成は抑制される。その反応メカニズムについては、血小板の活性化や NO 産生が関与しているが、詳細は十分に明らかになっていない、本研究では、
一定のせん断応力を負荷できるレオメータを使用し、血栓形成反応の定量評価を行った。また、その反応メカニズムとして、血液凝固第Ⅴ因子が主として関与していることが明らかとなった。これらの成果について発表する。

OS 9 - 2

長期使用後の人工肺内血栓分布と数値解析による推定血流状態との比較検討○片桐 伸将 1）、築谷 朋典 1）、武輪 能明 1）、水野 敏秀 1）、巽 英介 1）、福井 康裕 2）1 ）国立循環器病研究センター研究所 人工臓器部、2 ）東京電機大学 理工学部 電子・機械工学系

本研究では、膜型人工肺を用いた慢性心肺補助動物実験を実施し、使用後の人工肺内血栓分布を画像処理にて定量化し、抗凝固療法と灌流期間による血栓形成の変化を系統的に評価した。抗凝固療法を施行せずに 5 週間使用した結果では、直方体状中空糸束からなる人工肺内血液流路の流入側、中央、流出側の血液主流方向に垂直な断面の血栓面積比率が、それぞれ 0.15, 0.18, 0.25 であった。動物実験と同じ血流量条件で本人工肺内の数値解析を行ったところ、観察された血栓画像と解析による低血流速領域に関して同様な分布傾向が示された。

OS 9 - 3

小動物用外部灌流型人工肺の開発○山田 拓実 1）、根岸 宣通 2）、住倉 博仁 2）、藤井 豊 3）、荒船 龍彦 1）2）、大越 康晴 1）2）、矢口 俊之 1）2）、
本間 章彦 1）2）
1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科 電子機械工学専攻、2 ）東京電機大学 理工学部 理工学科 電子機械工学系、3 ）新潟医療福祉大学 医療技術学部 臨床技術学科

本研究では、全身炎症反応などの解明を目的とした、ラットなどの小動物による体外循環実験を可能とする、低充填量の外部潅流型人工肺の開発を目的とした。今回は人工肺の試作、性能評価を行った。試作した人工肺（VQの血液充填量は 6.3［ mL ］
、中空糸有効膜面積は 0.054［ m2 ］となった。血液流量 30, 50, 70［ mL/min ］
比 =1）、一回通過法で評価したところ（n=1）
、最大で、酸素移動量は 9.9［ mL/min ］、二酸化炭素移動量は2.1［ mL/min ］となった。評価数増加による値の検証、圧力損失の評価が今後の課題と考えられた。

OS 9 - 4

小型遠心ポンプを用いた可搬型血液濾過システムに関する研究○湯浅 若菜 1）、大西 直人 1）、古賀 聡 1）、山根 隆志 1）、丸山 修 2）、山本 健一郎 3）、松田 兼一 4）1 ）神戸大学大学院 工学研究科 機械工学専攻、2 ）産業技術総合研究所、3 ）川崎医療福祉大学、4 ）山梨大学 医学部 救急集中治療医学講座

現在透析は、バスキュラーアクセス / 動静脈シャントの進歩により、十分な血液流量が確保され、安全に行われている。しかし、ローラーポンプによる血液駆動方式では可搬性に乏しく、緊急にセンター以外で除水を必要とする患者に対しては、可搬型装置を開発する必要がある。そこで、本研究では、血液ポンプに遠心ポンプを用いて小型化をはかり、かつ従来の濾過性能を維持した可搬型血液濾過装置の開発を目的としている。
本研究では、血液ポンプ 2 機種、濾液ポンプ 2 機種の組み合わせによるフィルター負荷の相違について比較実験を行った。

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OS 9 - 5

体外循環磁気浮上血液ポンプにおける浮上回転インペラ不釣り合いの
径方向変位への影響○大野 康平 1）、増澤 徹 2）、長 真啓 2）、佐藤 遼太 2）、西村 隆 3）、許 俊鋭 3）4）
1 ）茨城大学大学院 理工学研究科 機械工学専攻、2 ）茨城大学工学部、3 ）東京都健康長寿医療センター、4 ）東京大学

我々は、急性心不全患者を対象にした体外循環式磁気浮上型血液ポンプの研究開発を行っている。本ポンプ
はデバイスの簡略化のために径方向位置について能動制御を行わず、永久磁石の受動安定性により支持している。そのため、拍動時に非制御軸であるインペラ径方向への変位が大きくなることが現在問題となっている。
この原因の一つとして、浮上回転インペラの質量の不釣り合いが挙げられる。そこで、人為的に質量中心をずらし径方向変位を測定することで、質量中心不釣り合いの径方向変位への影響を見積もったので報告する。

OS 9 - 6

補助人工心臓のための 4 軸制御型磁気軸受の開発― 3 次元静磁場解析による軸受形状検討 ―○小泉 綾香 1）、増澤 徹 2）、長 真啓 2）1 ）茨城大学大学院 理工学研究科 機械工学専攻、2 ）茨城大学

我々は体内埋め込みに適した小型な磁気浮上型人工心臓を研究開発している。本研究ではデバイスを小型化するために、ロータを非接触で支持する磁気軸受の構造に注目した。ロータの径方向 2 軸及び 2 軸周りの傾きの 4 軸制御が可能で且つ、大きさがΦ 30 ㎜程度の磁気軸受開発を目指す。今回、3 種の 4 軸制御型磁気軸受を考案し、3 次元静磁場解析により各モデルの磁気支持性能を評価・比較した。最も良好な結果を示したモデルの径方向支持力は 3.4［ N/A ］であり、十分なロータ支持性能を有していた。今後、軸受形状を最適化し試作に移る。

OS 9 - 7

動圧軸受を用いた軸流補助人工心臓に関する研究○赤尾 栄塁 1）、太田 雅人 1）、西村 隆宏 2）、牧田 理紗子 2）、幸田 陽次朗 3）、田中 裕史 3）、山根 隆志 1）、
芳田 直征 1）、柏崎 寿宣 4）1 ）神戸大学大学院 工学研究科、2 ）神戸大学 工学部、3 ）神戸大学大学院 医学研究科、4 ）八十島プロシード株式会社

本研究は、先行研究の軸流ポンプ KAP2 の円筒形状インペラに、ステップ動圧軸受を組込んだ軸流ポンプ
KHAP1 が回転するか検証したうえで、流体力学性能および溶血特性について検討した。動圧軸受の組込を行った軸流ポンプ KHAP1 は問題なく回転し、音も静かであった。流体力学性能については、KAP2 と比べ低流量で高い圧力を出すことができた。溶血特性については、溶血指数 NIH は回転数の約 2 乗に比例して増加することがわかり、臨床許容限度（NIH=0.04）の回転数は 9,000 rpm 以下であることがわかった。

OS 9 - 8

補助人工心臓用性能評価試験装置の開発○関 拓哉 1）、本間 章彦 1）、住倉 博仁 1）、大沼 健太郎 2）、築谷 朋典 3）、巽 英介 3）、片野 和夫 1）、
小島 孝一 4）、向林 宏 4）1 ）東京電機大学 理工学部、2 ）桐蔭横浜大学 医用工学部、3 ）国立循環器病研究センター研究所、4 ）株式会社イワキ

左心補助人工心臓を開発するために性能試験装置が利用される。本研究の目的は性能試験装置の開発である。
生体に近似した波形を再現するために流入出弁が重要であるため、4 種類の弁（ダックビルバルブ硬度 90・70、
アンブレラ弁、アンブレラ弁留め具付）に関して比較検討（逆流率）を行った。結果としてダックビルバルブ
硬度 90 は 14.23［ % ］、硬度 70 は 9.66［ % ］、アンブレラ弁は 14.75［ % ］、留め具付は 4.72［ % ］であった。
アンブレラ弁留め具付きにおいて他の 3 種類の弁と比較して逆流率が有効であったため、逆流に対して良好な構造であることが示唆された。

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9 月 17 日

OS 9
OS 9 - 9

9：30 〜 12：00

B 会場（ 125 ）司会：山根 隆志（ 神戸大学 ）生体流体工学

探索手法を用いた自律的な補助人工心臓制御：
駆動電流を入力指標としたアルゴリズムの検討○大沼 健太郎 1）、住倉 博仁 2）、築谷 朋典 3）、巽 英介 3）、本間 章彦 2）1 ）桐蔭横浜大学 医用工学部、2 ）東京電機大学、3 ）国立循環器病研究センター

本研究では、確率的探索手法の応用による自律的人工心臓駆動を目指している。これまで、連続流ポンプを用いた簡易な模擬循環試験で、モータ電流のみを入力として、流量低下に対して異なる動作が要求される状況（循環抵抗上昇、流入側の吸い付き）に対して適応的に駆動状態を維持可能なアルゴリズムを構築してきた。
今回、補助人工心臓を想定した拍動下での挙動や、試行錯誤的に決定してきた制御指標について検討を行った。

OS 9 - 10

討議― 32 ―

一般講演

1B1
1B1-1

9 月 15 日

13：00 〜 14：45

B 会場（ 2 - 102 ）司会：鈴木 真（ 東京電機大学 ）生体通信・電力

コモンモード電流を考慮した液体模擬生体浸漬中の空心偏平型経皮電力伝送トランスの正確な効率測定○加我 正 1）2）、柴 建次 2）
1 ）東京理科大学 基礎工学研究科 電子応用工学専攻、2 ）東京理科大学 基礎工学部 電子応用工学部

空心偏平型経皮電力伝送システムは体内の補助人工心臓へ、経皮トランスを用いて非接触で電力供給を行う。
伝送効率評価は、経皮トランスを生体を模擬した NaCl 水溶液中に漬けた状態で行うが、従来グランドへと漏れ流れてしまうコモンモード（CM）電流が正確な効率測定を妨げていた。本研究では、効率測定中の CM 電流の抑制として CM チョークコイルとフローティング測定のための無停電電源装置を用いた状態で、実測効
率と理論効率とを比較検討した。結果、周波数 500 kHz において最大電力伝送効率は 91.82%, 理論効率93.50% と近い値を得た。

1B1-2

体内埋込型人工心臓用経皮エネルギー情報同時伝送システムにおける8 の字型コイルの設計○河井 卓也、山本 隆彦、越地 耕二
東京理科大学大学院 理工学研究科 電気工学専攻

人工心臓に対する経皮エネルギー情報同時伝送においてエネルギー伝送と情報伝送の相互影響を低減するた
めに、情報伝送用体内外コイルに 8 の字型コイルを用いる研究がされている。本研究では、総務省で割り当てられている医療用テレメーター用特定小電力無線局の周波数における本装置の適用と小型化を目標に 8 の字型
コイルを設計し、エネルギー情報同時伝送の可能性について検討した。

1B1-3

スパイラルコイルを利用する近距離ワイヤレス通信における SAR の検討○山口 諒也 1）、越地 福朗 1）、越地 耕二 2）1 ）東京工芸大学大学院 工学研究科 電子情報工学専攻 越地研究室、2 ）東京理科大学

本研究では、スパイラルコイルの共振結合を利用する近距離ワイヤレス通信における人体手部の近接による
SAR の影響を電磁界解析により検討を行った。その結果、送信出力 10 mW のスパイラルコイルを用いた場合、手部が 10 ㎜程度に近接する場合であっても、局所 SAR 値は 2W/㎏の 1/1000 以下であり、良好な伝送特性と生体安全性を両立できることを確認した。

1B1-4

骨格筋収縮を用いた体内エネルギーハーベスティング用発電機の設計○持田 匠
東京工業大学 工学部 機械科学科

体内植え込み型医療機器への給電方法として、電気刺激による骨格筋収縮を駆動源とした体内エネルギー
ハーベスティングを提案している。これまでに、筋肉と発電機の間に永久磁石を利用した非接触クラッチを設け、それによって平行ばねを振動させ電磁誘導により発電する機構を開発したが、筋弛緩時には発電できない
課題があった。今回、平行ばねを 1 つ増やし、筋肉側のクラッチ用磁石を新たな平行ばねに設置することで筋収縮、弛緩時ともに発電可能な機構を設計した。さらに、発電効率向上に向けた損失原因の検証を行ったので報告する。

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1B1-5

人体通信を用いた生体信号伝送の検討○漆館 竜吾 1）、越地 福朗 1）、越地 耕二 2）1 ）東京工芸大学大学院 工学研究科 電子情報工学専攻 越地研究室、2 ）東京理科大学

近年、健康意識の高まりから、高齢者のみならず、若年層においてもウェアラブルセンサによる日常的な生体情報計測や管理・解析の要望が高まっている。しかしながら、生体情報センサのさらなるスマート化を考えると、センサ同士の通信や外部機器との連携など、生体近傍における高効率通信が必要不可欠である。本研究では、Body AreaNetwork（BAN）技術のひとつである人体通信技術に着目し、人体を介した電気信号伝送特性を検討するとともに、人体通信による安定した心拍データ伝送を実現できることを確認した。

1B1-6

経皮電力伝送の生体組織影響評価を目的とした生体組織の比誘電率測定○川合 史朗 1）、柴 建次 2）
1 ）東京理科大学大学院 基礎工学研究科 電子応用工学専攻、2 ）東京理科大学 基礎工学部 電子応用工学科

現在、電磁界解析で広く用いられている人体組織電気定数は 1,000 kHz 以下でその値に不確かさが含まれる。
本研究では 100-1,000 kHz の生体組織電気定数が測定可能な非接触測定器を提案した。まず電気定数が理論的に既知の NaCl 溶液の電気定数測定を行った。結果、生体組織電気定数の測定器として有用であることが示された。また人体組織と同様の電気定数を持つ豚の肝臓の測定を行った。その結果、500 kHz において従来の値の 20 分の 1 以下の比誘電率の値が算出された。このことから人体組織の比誘電率も従来の値よりも低い可能性が示された。

1B1-7

折り曲げた半円台形不平衡ダイポールアンテナにおけるスリット装荷による5 GHz 遮断帯域を有する UWB アンテナ
○島崎 勇登 1）、越地 福朗 1）、越地 耕二 2）1 ）東京工芸大学 工学研究科 電子情報工学専攻、2 ）東京理科大学研究推進機構総合研究院

近年、医療・ヘルスケアなどの分野において、3.1 ～ 10.6 GHz の周波数帯を利用する Ultra Wideband（UWB）通信技術が、Body Area Network（BAN）技術として注目されている。しかしながら、病院などの医療機関においては、すでに院内無線ネットワークとして、5 GHz 帯無線 LAN が利用されており、UWB 通
信と無線 LAN の同時利用には混信などの課題があげられる。本研究では、5GHz 帯の混信を抑えるべく、
UWB アンテナにおいて 5 GHz 帯に遮断帯域を形成する検討を行った。その結果、放射素子へスリットを装荷することで遮断帯域を形成できることを示した。

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1B2
1B2-1

9 月 15 日

14：45 〜 15：45

B 会場（ 2 - 102 ）司会：柴 建次（ 東京理科大学 ）筋電EMG による連続的運動推定のための手指運動の時系列性の検討○小野 哲 1）、上野 祐樹 2）、松尾 芳樹 2）1 ）東京工科大学大学院 バイオ・情報メディア研究科 コンピュータサイエンス専攻、2 ）東京工科大学

表面筋電位には身体運動の情報が時系列情報として含まれていると考えられ、これを特徴量として抽出することで身体運動の推定精度向上を図る。従来使用される FNN では、定常的な姿勢について学習し推定することは可能であるが、時間変化する動作を精度よく推定することが難しい。本研究では推定器に RNN を利用し、姿勢を時系列データとして学習することで、推定精度の向上を図る。

1B2-2

手指リハビリテーション用動作推定のための特徴量・識別器の検討○松本 航、青代 敏行、堀内 匡
松江工業高等専門学校

我々は手指リハビリテーション機器における筋電位による指動作識別方法の検討を行っている。これまでに筋電位の総和値に対して確率密度関数を適用した特徴量に k 最近傍法（k-NN）を用いて指動作識別を行い、高い識別率を得た。しかし、各指動作に対して個別の特徴量抽出式を要するため、リアルタイム性に問題があった。そこで指動作開始時の筋電位に注目した特徴量を新たに追加して k-NN、ニューラルネットワーク（NN）をそれぞれ適用し、識別方法の検討を行った。k-NN, NN による各平均識別率は 77%, 73% が得られた。

1B2-3

モンテジア骨折における手術後の筋電図変化○白石 麗奈北見工業大学大学院 工学研究科 博士前期課程 電気電子工学専攻

外傷によっても引き起こされる末梢神経麻痺などの神経障害に対しては、外科手術を行うことも少なくないが、術後リハビリテーションを必要としない場合でも筋力が低下する傾向がある。本研究では左前腕モンテジ
ア骨折にともなう橈骨神経麻痺患者 1 名に 8 種類の課題を与え、上肢 4 か所の筋電図計測を、術後 7 日目から
週 2 回、1 か月間実施した。その結果、手の開閉運動では顕著な回復が認められた。被験者は 1 名のため再現性の点で限定的ではあるが、これまでに報告されていない訓練データが得られた。

1B2-4

独立成分分析による舌骨上筋群の表面筋電位信号からの舌および顎運動の分離○平間 計徹 1）、佐々木 誠 1）、中山 淳 2）、大日方 五郎 3）1 ）岩手大学 大学院 総合科学研究科 理工学専攻 機械・航空宇宙コース、2 ）一関工業高等専門学校 未来創造工学科 機械・知能系、3 ）中部大学 工学部 ロボット理工学科

口腔底を形成する舌骨上筋群は、捕食、咀嚼、嚥下、構音などの口腔機能において重要な役割を担い、顎下部からその筋活動を観測することができる。しかし、舌骨上筋群は、舌だけでなく、顎の運動にも関与するため、
咀嚼のように舌と顎が協調運動を行う際には、各運動に関連した筋活動が合成された形で観測されることになり、各運動を独立に評価することは困難である。そこで、本研究では、多次元信号の分離手法である独立成分分析を用いて、舌骨上筋群の表面筋電位信号を、舌および顎運動に対応する信号に分離する手法を開発した。

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1C1
1C1-1

9 月 15 日

13：00 〜 14：30

C 会場（ 1 - 301 ）司会：福長 一義（ 杏林大学 ）姿勢計測

支持面速度に応じた立位時姿勢制御の安定化戦略○園部 元康、芝田 京子、井上 喜雄
高知工科大学

本研究では、人間の静止立位姿勢の応答特性のモデル化を目的とする。立位人体の支持面を水平に揺動した場合の応答に対して周波数解析を行ったところ、0.1Hz 程度の低い周波数帯域にて支持面の加速度に対して位相が大きく遅れる現象がみられた。我々は、その位相特性が支持面の速度に応じた目標姿勢角の変化によって生じると仮定し、モデリングとパラメータ同定を行ったところ、妥当なシステムパラメータが得られた。さらに、支持面の速度を一定にした場合の姿勢角の計測を行い、その仮定の妥当性を検証した。

1C1-2

船舶動揺を模擬する簡易型動揺装置を用いた生体の立位姿勢動揺解析に関する研究○坂牧 孝規 1）、土井根 礼音 2）、小川 伸夫 1）、瀬田 広明 1）、林 浩一 1）、本間 章彦 2）、三井 和幸 2）1 ）鳥羽商船高等専門学校、2 ）東京電機大学

我々は、船舶動揺による乗船者の疲労発生機序を解明するために、船舶動揺を模擬する簡易型動揺装置を開発し、動揺装置の床、実験協力者の腰部・頭部の加速度・角加速度、および実験協力者のエネルギー消費量を指標とした立位姿勢動揺の解析手法の開発を行っている。
本研究では、動揺装置の動揺が実験協力者のエネルギー消費量に及ぼす影響を解明するために、計測データについて重回帰分析を行った。試行実験で発生させた動揺に対して、実験協力者のエネルギー消費量に影響を及ぼす因子として、頭部の左右揺れと体表面積が抽出された。

1C1-3

足底部と下肢筋への振動刺激がヒト立位姿勢に及ぼす影響○小林 裕貴、山本 紳一郎
芝浦工業大学 大学院理工学研究科 システム理工学専攻【 背景 】固有感覚は姿勢制御に重要な役割を担っていることが報告されている。固有感覚のみを直接的に変調させ、姿勢バランスを検証する研究に振動刺激が用いられている。
【 方法 】被検者は健常成人男性 12 名。振動刺激を両足の踵、つま先、前脛骨筋、ヒラメ筋に印加した。身体重心（COM）、圧力中心（COP）、足関節角度、股関節角度を算出した。
【 結果 】前傾骨筋とヒラメ筋では周波数による COM, COP の変位量が異なった。
【 考察 】下肢筋の周波数の違いによる COM, COP の変位量の違いは前傾骨筋とヒラメ筋の筋繊維組成の違いが関連していることが示唆された。

1C1-4

歩行中の上部体幹及び下部体幹の運動特性と転倒リスクとの関係○小林 吉之 1）、小野 美穂 1）、野澤 秀隆 2）、市川 彰 2）、白鳥 敬日瑚 2）） 国研）産業技術総合総合研究所、2 ）マイクロストーン株式会社
1（

本研究では、理学療法士が着目する歩行中の上部体幹及び下部体幹の運動特性と転倒リスクとの関係に着目した。分析対象としたデータは、60 歳以上の健常高齢者 111 名分（うち転倒リスクが高い者は 43 名）の、モーションキャプチャシステムで計測された歩行データ、計 1,110 試行分（各被験者 10 試行計測）であった。主成
分分析を用いて上部体幹及び下部体幹の運動特性を包括的に比較評価したところ、転倒リスクが高い者は低い者に比べて前額面と水平面における上部体幹の動きが下部体幹の動きよりも大きい傾向にあることが分かった。

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1C1
1C1-5

9 月 15 日

13：00 〜 14：30

C 会場（ 1 - 301 ）司会：福長 一義（ 杏林大学 ）姿勢計測

ヒト 3 関節腕到達運動における手関節フリージング制御戦略○北畠 周、大井 伸天、松井 利一、中沢 信明
群馬大学 大学院 理工学府 知能機械創製部門

ヒトの 2 点間到達運動では手関節角度はほとんど動かない現象（手関節フリージング）が見られる。本研究では、2 点間到達運動を行なう際の肘関節と手関節を動かす主導筋と拮抗筋の筋電信号を実測し、筋電位の観点から手関節のフリージング制御戦略を調べる。その結果、手関節の主導筋と拮抗筋は共収縮しており、到達運動速度は増加すると共収縮の程度が増加し、肘の主導筋と拮抗筋よりも遅れて動作する手関節制御戦略が明確化される。

1C1-6

アルペンスキー選手の関節運動に着目したターン技術のスキル解析○鈴木 智貴北見工業大学

本研究ではこれまでに、アルペンスキー競技におけるターン切り替え時の股関節、膝関節の屈伸動作に着目し、関節運動による仕事により増減するエネルギー収支を基に、世界トップレベルの選手のターン技術のスキルを解析してきた。本報では世界トップレベルのアルペンスキー選手の関節運動を一般放映映像から精度よく取得可能な 3DCAD モデルマッチングによるスキル解析手法を提案し、滑降タイム短縮に結び付くスキルについて解析する。

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1C2-1

9 月 15 日

14：30 〜 16：15

C 会場（ 1 - 301 ）司会：大西 謙吾（ 東京電機大学 ）福祉・リハビリテーションⅡ

操作者に個別適応する電動車椅子制御システムのための走行ログを用いた
個人識別手法の開発○高本 健吾、硯川 潤
国立障害者リハビリテーションセンター研究所

電動車椅子の走行動態から抽出した特徴量を用いて操作者を識別できれば、走行制御を個別に最適化できる
ため、ユーザビリティ向上を期待できる。これまでの筆者らの研究では、ジョイスティック操作入力が走行特性の分析に有用であることを指摘してきた。そこで本研究では、同一走行課題遂行中の操作入力パターンの被験者間比較から個人識別が可能であるかどうかを検証した。そのために、操作入力の空間分布の類似度を評価するための特徴量を新たに提案し、その結果 7 名の被験者の個別識別が可能であることを確認できた。

1C2-2

歩行アシストスーツが下肢関節に与える影響の評価○山本 文弥 1）、辻内 伸好 2）、伊藤 彰人 2）、北野 敬祐 1）、村上 健太 3）、Stephen John3）
1 ）同志社大学大学院 理工学研究科 機械工学専攻、2 ）同志社大学 理工学部、3 ）パナソニック株式会社 ビジネスイノベーション本部 AI ソリューションセンター

歩行アシストスーツは、装着時に違和感がなく、自然な歩行状態を保ったままで歩行をアシストする必要がある。そこで、本研究では、アシストスーツを用いた歩行アシスト時に下肢関節に対する影響を実験により評価する。評価指標としては、関節角度、関節モーメント、アシストモーメントを用いる。1 歩行周期における60%, 70%, 80% のタイミングでアシスト力を発生させ、歩行を評価した。その結果、80% が最適なアシスト
タイミングであることがわかった。股関節の関節角度をみると、通常歩行と比べ、歩容が変化していることも
わかった。

1C2-3

骨盤回旋を促す歩行アシストロボットに関する研究○中原 淳志大阪工業大学大学院 ロボティクス & デザイン工学研究科 ロボティクス & デザイン工学専攻 メカトロニクスコース

本研究は骨盤回旋を促す歩行アシストロボットに関する研究である。既存の歩行アシストは脚の振り出し、蹴り出しをアシストするが、人は歩行中に脚だけでなく腕の振り、上体の回旋、骨盤の回旋を行う。その中で骨盤の回旋は歩行時のステップ長と歩行速度の増加に貢献すると考えられるため、脚の振り出し、蹴り出しと同時に骨盤の回旋運動を促すアシストロボットの研究を行った。骨盤回旋を促すアシストロボットを製作し、被験者に対してアシスト作動時と無作動時で歩行実験を行い、歩行形態の違いを調べた。

1C2-4

IMU センサによる歩行状態推定に基づく歩行者同伴移動制御○板寺 駿輝 1）、北川 陽三 1）、長谷川 泰久 1）、福田 敏男 2）、谷本 正智 3）、近藤 和泉 3）1 ）名古屋大学、2 ）名城大学、3 ）国立長寿医療研究センター

筆者らは高齢者の移動動作を支援するため、使用者の歩行に同伴する杖ロボット「インテリジェントケイ
ン」の研究開発を行っている。杖ロボットが常に使用者の側で追従することで、使用者が不意にバランスを崩した際に接触点や把持点を提供し、重心動揺を抑制することを目指す。これは身体的な支えとなると同時に、動く手すりのような安心感へつながる。本稿では装着型センサモジュールを用いることで使用者の歩行方向や距離を推定し、使用者の歩行へ同伴する制御アルゴリズムについて提案する。

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1C2-5

9 月 15 日

14：30 〜 16：15

C 会場（ 1 - 301 ）司会：大西 謙吾（ 東京電機大学 ）福祉・リハビリテーションⅡ

杖歩行練習用歩行補助器の性能向上に関する検討○飯岡 俊光 1）、井上 淳 2）、花崎 泉 2）、川村 和也 3）、貴嶋 芳文 4）、藤元 登四郎 5）
1 ）東京電機大学 大学院 未来科学研究科 ロボット・メカトロニクス学専攻、2 ）東京電機大学 未来科学部 ロボット・メカトロニクス学科、3 ）千葉大学 フロンティア医工学センター、
4 ）都城コア学園、5 ）藤元メディカルシステム

高齢化の進む現在の日本では、脳血管疾患の患者数が増加している。それに伴い、後遺症として片麻痺を残す人数も増加している。片麻痺患者の健康寿命増加のために、杖を用いた自立歩行を可能にすることが重要である。我々は杖歩行者数を増加させるために、患者一人で使用可能な杖歩行用リハビリ器具である歩行補助器を開発している。本発表では、歩行補助器の性能向上を目的とした、歩行補助器と使用者間の接続部分に関す
るシミュレーションと実機を用いた実験について報告する。

1C2-6

足荷重の視聴覚フィードバックを有した歩行訓練システムの構築〜荷重値の出力特性と臨床試験計画について〜○福山 慧
大分大学大学院 工学研究科

リハビリにおける歩行訓練において、患側の足荷重の把握は、歩行能力の向上及び再骨折等のリスク回避において重要である。足荷重を把握する為の手段として、通常、体重計を使用するが、歩行中に視線が足元へ向く為、前方への注意の低下や姿勢の崩れを招き、また、定位置での荷重しか把握できない為、歩行中の荷重の変動が大きい。そこで我々は、ディスプレイにて前方からリアルタイムで荷重が把握できるシステムを開発した。今回は、荷重量の調整において、体重計を使用した従来の方法と本システムを使用した場合を比較した為、
報告する。

1C2-7

小型・軽量化した立位移動可能な電動車いすの転倒抑止条件の基礎的検討○柳 一寛
職業能力開発総合大学校 研究学域 電気工学専攻

自立歩行が困難な場合、立位機能付車いすにより、座位作業に加え立位作業も可能となり利便性が向上する。
しかし、立位では重心が高く、従来、転倒防止のため重量化や長ホイールベース化しており、スペースや持ち運びの観点から小型・軽量化が望まれる。そこで、転倒抑止制御機能を備えることで、立位移動可能な電動車
いすの小型・軽量化を目指している。本稿では、転倒抑止制御のための制御器の詳細設計及び、試作した電動車いすの座位及び立位姿勢での静止または、走行時における転倒抑止の基礎的検討について報告する。

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1C3-1

9 月 15 日

16：15 〜 18：00

C 会場（ 1 - 301 ）司会：垣本 映（ 職業能力開発総合大学校 ）福祉・リハビリテーションⅢ

能動義手用ケーブル操作記録計を用いたケーブル操作量と義手動作の比較実験○加藤 和久 1）、大西 謙吾 1）、森田 智久 1）、須田 裕紀 2）1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）新潟医療福祉大学 医療技術学部 義肢装具自立支援学科

能動義手はケーブル張力を通じ手先具把持力を知覚でき、上肢切断者には巧緻性の高い作業に多く用いられている。しかしながら、能動義手を装着、作業時のケーブル操作量に基づくケーブル操作系の定量的な設定状
態や部品の評価の研究はない。本研究では日常生活中のケーブル操作量を記録する装置の開発を目的とし、力・変位センサ等の開発を行う。本報告では開発した記録計を装着した模擬義手で、洗濯バサミの摘み、移動、放し等の動作時の牽引量を測定した実験結果より、動作と牽引量を比較し相関を報告する。

1C3-2

複動拮抗シリンダを用いた二関節筋模擬における内外旋股関節機構の基礎的検討○梅村 敦史北見工業大学

ヒトの下肢の機構を模擬するとき、股関節と膝関節を跨ぐ筋の機構的な制御を無視することはできない。一方、股関節は回内外を含む三軸の回転軸を持っているので、回内外を省略するなどをすると模擬できる動作が制約される。二関節筋の機構を考えるとき、股関節・膝関節そして足首関節のつくる平面の二関節筋の作用と回内外の機構は独立とされているので、これまでは考慮していなかった。
本論文では、二関節筋を拮抗複動シリンダで模擬した下肢ロボットにおいて、独立駆動が可能になる回内外機構について基礎的な検討をする。

1C3-3

前腕義手ソケット装着による体温上昇の気化熱冷却の特性○神田 智基、大西 謙吾
東京電機大学大学院 理工学研究科

樹脂製義手ソケットは内部に籠る熱や汗により装着快適性が低下する。この解決にはソケット素材の伝熱特性の基礎研究に加え温度制御系の開発が求められる。本研究では、装着直後や運動時の体温度上昇時に暑さの知覚と発汗による体温調整機能の働きが活発になると仮定し、温度上昇変動を 2℃以下に抑制可能な体表面温度制御系の構築を目標とする。本報告では、ソケット内前腕の体表面温度上昇を再現できる実験装置で、ソケット外表面を気化熱で冷却する水量、風量を操作し、ソケット内温度分布を測ったシステムの冷却特性について述べる。

1C3-4

痙縮の発症した片麻痺患者用の円筒型タイピング支援装置の開発○杉原 壮一郎
早稲田大学 創造理工学研究科 総合機械工学専攻

近年、脳卒中による片麻痺の患者が多く存在している。片麻痺によりキーボードの入力が困難となり、情報処理作業の阻害の一因となっている。健側手のみの入力では入力速度が遅くなるため、麻痺手も利用した入力装置が求められている。本研究では、微小な運指で入力可能な痙縮の発症した片麻痺患者用タイピング支援装置の開発を目的とし、麻痺手側の腕を自由に配置した状態で使用が可能な円筒型の片麻痺患者用タイピング支
援装置を作成した。被験者の運指距離や入力速度・誤入力率を測定し、運指距離の低減、早期習熟を確認した。

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9 月 15 日

16：15 〜 18：00

C 会場（ 1 - 301 ）司会：垣本 映（ 職業能力開発総合大学校 ）福祉・リハビリテーションⅢ

1C3-5

演題取り下げ1C3-6

上腕部における拮抗二関節筋ペアの実効筋力比の推定○高濱 拓 1）、万野 真伸 1）、小出 卓哉 2）、藤川 智彦 1）1 ）大阪電気通信大学、2 ）専門学校 大阪医専

リハビリテーション分野の機能回復訓練において筋力を数値化することは非常に重要である。そこで、我々は四肢先端に発揮される出力分布が 6 角形となり、その形状から一関節筋と二関節筋の実効筋力を推定できることを明らかにした。しかし、実効筋の伸筋と屈筋の筋力を個別に求めることはできていない。そこで、本研
究は上肢先端に発揮される 6 角形の出力分布と上腕部の二関節筋である上腕二頭筋長頭および上腕三頭筋長頭の筋活動を計測することにより、二関節筋の伸筋と屈筋の実効筋力比を推定することを試みた。

1C3-7

指先を対象とした家庭用リハビリデバイスにおける示指と母指の分離運動に着目した定量化手法の検討○古館 裕大 1）、山本 一希 1）、千葉 馨 2）、石田 裕二 3）、三上 貞芳 4）1 ）公立はこだて未来大学 大学院、2 ）函館市医師会病院、3 ）北海道文教大学、4 ）公立はこだて未来大学

片麻痺患者の手指は、痙性麻痺により各指の独立した運動（分離運動）が困難となる。加えて、不随意的な筋収縮（陽性徴候）を呈する。セラピストが同伴するリハビリでは動作の誤学習を防ぐため、陽性徴候の抑制が可能であるが、患者自身のリハビリでは困難である事が予想される。この問題点に対して本研究では、退院後の手指リハビリを支援する機器を開発している。本報告では動作の誤学習検知を目標として、示指の動作が母指に与える影響について検討を行う。最終的に、本機器から患者に提示する回復の尺度として導入する事を目的とする。

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9 月 15 日

13：00 〜 15：00

D 会場（ 1 - 302 ）司会：中山 剛（ 国立障害者リハビリテーションセンター）

福祉・リハビリテーションⅠ

せき損患者用立位保持訓練ロボット（ 第 11 報：評価機能の改良 ）○阿部 大樹九州産業大学 工学部 バイオロボティクス学科

在宅用立位訓練保持ロボットの機構、訓練評価機能の開発状況を報告する。脊髄損傷者が独歩に至るまでには、座位保持・起立・起立保持・歩行の各訓練を繰り返す必要がある。しかし、通院では療法士の指導の時間が限られ、在宅では専門的リハビリ訓練は制限される。そこで、療法士の負担を軽減し、在宅での繰り返し訓練をできるリハビリロボットを開発した。

1D1-2

せき損患者用立位保持訓練ロボット（ 第 12 報：NIRS による脳賦活の調査 3 ）○松崎 俊樹九州産業大学 大学院 工学研究科 産業技術デザイン専攻

本研究では、脊髄損傷者の下肢のリハビリにロボットを活用した場合の脳賦活を調べる。トレッドミルと、開発中の立位保持訓練ロボットを用いる歩行様運動の 2 種を、（株）島津製作所の LABNIRS を用い脳内ヘモ
グロビン量を測定する。ロボットによる運動時に脳がどの程度賦活するか検証する。

1D1-3

短下肢装具設計支援システムの開発― トリムライン変更時の短下肢装具形状評価 ―○河村 太樹 1）、花房 昭彦 1）、山本 紳一郎 1）、東江 由起夫 2）、大塚 博 3）、大西 謙 4）1 ）芝浦工業大学 理工学研究科 システム理工学専攻、2 ）新潟医療福祉大学 医療技術学部、3 ）人間総合科学大学 保険医療学部、4 ）東京電機大学 理工学部

片麻痺患者のリハビリテーションで使用される装具の一つにシューホーン型短下肢装具がある。この装具は、装着時の適合性を高めるために患肢の形状を模った石膏モデルに修正を行い、そのモデルを基に作製される。
しかし、修正は義肢装具士の手作業で行われるため、装具の適合性の良し悪しは義肢装具士の経験に左右される。本研究は短下肢装具の製作工程を定量化することにより、適合性の高い装具形状を自動設計する、短下肢装具設計支援システムの開発を行う。本発表ではトリムラインの違いによる製作される装具形状の違いについ
て論ずる。

1D1-4

入浴介護時の負担軽減に向けた移乗機器の開発○青木 智暉 1）、一瀬 紀之 2）、佐藤 好彦 2）、李 虎奎 1）、花房 昭彦 1）、米田 隆志 1）1 ）芝浦工業大学大学院 理工学研究科 システム理工学専攻、2 ）精工技研株式会社

移乗介助は頻繁に行われ、過度の腰部負担を生じさせる。特に、入浴介護時にはその危険性が増す。理由は、必要とする移乗回数と入浴介護特有の環境にある。現在、移乗回数を削減することを目的とした入浴リフトが存在する。これは、各部屋のベッド等から入浴リフトへ移乗後、そのまま入浴が可能である。しかし、1 度の移乗介助が残存し入浴介護時の全ての負担を軽減できるとは言い切れない。本研究では、入浴介護時の移乗回数を削減する福祉機器と一体可能で持ち運びが容易であり、移乗介助の負担軽減に向けた移乗機器の開発をした。

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9 月 15 日

13：00 〜 15：00

D 会場（ 1 - 302 ）司会：中山 剛（ 国立障害者リハビリテーションセンター）

福祉・リハビリテーションⅠ

座位での移乗を可能とする前傾姿勢を利用した移乗器の開発○石橋 凌
茨城大学大学院 理工学研究科 知能システム工学専攻

これまでの移乗器は、大型・高コストであり、立位姿勢を経由して移乗を行うものが多数を占める。一方、実際に介護施設に勤める介護福祉士と意見交換を行ったところ、膝に拘縮症状を持つ重度の被介助者であっても利用できる移乗器が望ましいこと、また前傾姿勢をとることで、立ち上がりの再学習ができることが分かった。そこで本研究では、座位状態で前傾姿勢を取ることにより、比較的重度の被介助者でも利用できるシンプ
ルな移乗器を提案する。

1D1-6

義足慣性パラメータ推定システムの測定誤差が推定精度に与える影響の検討○楠本 岳士 1）、内藤 尚 2）、野川 雅道 2）、田中 志信 2）1 ）金沢大学 大学院自然科学研究科 機械科学専攻、2 ）金沢大学 理工研究域 機械工学系

義足の適合性評価には客観性・再現性に欠けるという課題がある。本研究は義足の慣性特性や受動抵抗特性といった機械的特性を計測するシステムの確立を目指している。計測システムは対象の運動データを取得する
計測系とシステム同定を行う解析系に分かれており、これまでの検討で解析系に入力する運動データの質が同定精度に大きな影響を及ぼすことが分かった。精度向上のためには適切な運動データを抽出する必要があることから、本報では運動データから作られる行列のノルムを用いて選定するアルゴリズムを提案し、その有効性を検討する。

1D1-7

高齢者ダミーロボットの動的運動による移乗支援ロボット介護機器の機能評価に関する検討○尾形 邦裕産業技術総合研究所

高齢者の身体を扱うロボット介護機器においては、使用時の挙動の調査や安全性の評価は重要な課題である。
しかし、実際の人を対象に行う場合、倫理的な問題や定量化などに課題がある。そこで、本研究では高齢者の身体を模擬したアクティブダミーロボットを開発し、このダミーロボットによるロボット介護機器の定量化を目指す。本稿では、非装着型の移乗支援用ロボット介護機器使用時に要介護者が運動した際の機器への影響を、実際のロボット介護機器及びアクティブダミーロボットを用いて調べた。

1D1-8

中枢神経疾患患者に対するロボットスーツを用いた機能改善効果の検証○松田 雅弘 1）、田上 未来 1）、万治 淳史 2）、新田 收 3）1 ）城西国際大学 福祉総合学部 理学療法学科、2 ）埼玉みさと総合リハビリテーション病院、3 ）首都大学東京

中枢神経疾患患者に対する HAL の運動療法を行うにあたり、脳性麻痺患者 / 脳卒中患者に共通する要素を検討し、どのようなアプローチが可能か検討する。福祉用 HAL と単関節 HAL を用いた運動療法の効果を最大限に発揮する方法論について検討した。脳卒中患者・脊髄損傷患者と同様に中枢神経疾患である脳性麻痺児者でも同様に歩行機能のみならず、バランス機能の改善がみられた。また、中枢神経疾患の運動療法を考えた
ときに、その患者の機能を考えたうえでの運動療法によって、その目的とする機能を高める方法になることが示唆された。

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9 月 15 日

16：15 〜 18：00

D 会場（ 1 - 302 ）司会：王 碩玉（ 高知工科大学 ）脳活動

音楽経験が和音の脳内処理に及ぼす影響の脳磁界解析○益田 星汰 1）、三田 隆広 2）、青山 敦 3）、小山 裕徳 1）、川澄 正史 1）
1 ）東京電機大学大学院 未来科学研究科 情報メディア学専攻、2 ）東京電機大学大学院 先端科学技術研究科 情報通信メディア工学専攻、3 ）慶應義塾大学 環境情報学部

音楽を聴く・演奏することで、ヒトは様々な心理効果を得ている。この心理効果を要素毎に可視化・定量化するためには、音楽に対する脳情報処理を理解することが必要である。本研究では、心理効果を生む音楽の要
素として和音に着目し、我々の先行研究で取得した長短三和音に対する聴覚誘発脳磁界データを対象として、
大脳皮質活動の電流分布の解析を行った。絶対音感保持者は両側の聴覚野が反応したのに対し、幼少期音楽経
験者と非音楽経験者では右聴覚野のみ反応した。このことから、和音処理における音楽経験の重要性が示唆さ
れた。

1D3-2

女性の住まいの環境と生活行動におけるストレスについて
ー簡易脳波計を用いた計測ー○荒井 直子 1）、長澤 夏子 2）、加藤 龍一 3）1 ）お茶の水女子大学 人間文化創成科学研究科 生活工学共同専攻、2 ）お茶の水女子大学 基幹研究院、3 ）JA 共済総合研究所 医療研究センター

本研究は家事や育児を担当している主婦の日常生活行動中の、脳波計測を試みて、心理・生理両面からストレスについて考察する。簡易脳波計を用い、感性指標 Stress について 1 秒ごとに記録した。5 名の被験者について、行動や心理も時系列に記録したところ、行動の心理評価と脳波によるストレス値に関連がみられた。ス
トレスの高い育児や家事の合間に、自分がくつろげると思う場所で好きな行動をとる際には、心理・生理面で、ストレスが下がることが確認できた。今後のストレスを減らす住まい環境づくりにつながる知見が得られた。

1D3-3

BMI への応用を目指した飲み物画像呈示時における脳波成分の検討○山田 雅之 1）、塚原 彰彦 2）、内川 義則 1）1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）東京電機大学 理工学部 理工学科

本研究は、言語機能に重篤な脳障害者の脳波を用いて他者とリアルタイムに意思疎通を行うことを可能とす
る BMI 技術の開発を目指すものである。実験は、被験者に、固視点画像を 1 秒間呈示後、飲み物画像を 2.5
秒間呈示し、「飲みたい」意思表示ではテンキーを 1.5 秒間内で押してもらう。その後、固視点画像を 1 秒間
呈示し、2 秒間のスピーチイメージを行う合計 8 秒間の本実験プロセスにおける脳波の計測を行い、検討したので報告する。なお、脳波計測は国際 10 -20 法電極配置に基づき、シールドルーム内で行った。

1D3-4

運動イメージに基づく BCI における実運動の影響の検討○中原 廷雄東京工科大学大学院 バイオ・情報メディア研究科 コンピュータサイエンス専攻

健常者が作業中でも運動イメージによって操作できるような BCI を目指して、実運動の有無に関わらず表皮脳波から運動イメージを正確に分離抽出する手法について検討している。
これまでに、掌屈の実運動と肘の屈曲の想起の 2 課題を組み合わせた場合の表皮脳波データを EEGLAB に
よって分析したところ、ERSP の特徴に両者の影響の違いを見出せた。
そこで今回は、この結果をもとに OpenVibe を用いて線形分類器を構築し、同様の課題についてリアルタ
イムの識別実験を行なって、BCI 実現の可能性について検討する。

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9 月 15 日

16：15 〜 18：00

D 会場（ 1 - 302 ）司会：王 碩玉（ 高知工科大学 ）脳活動

脳波を用いた合成音声への発話応答時の脳活動に関する研究○田辺 大雅 1）、内川 義則 1）、塚原 彰彦 2）
1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）東京電機大学 理工学部

本研究は、ヒトとロボットが音声によるコミュニケーションをとる際の脳活動を脳波解析に基づいて検討することを目的としている。脳波計測は国際 10-20 法電極配置に基づき、増幅倍率 20,000 倍、アナログ BPF（0.5-100Hz）を介し、シールドルーム内で行った。実験は、被験者に PC から 2 音単語の機械音を聞かせ、被験者が同じ単語を発話するもので、単語音声の認識から発話に至る 4 秒間の脳波を計測し、各脳波成分について検討したので報告する。

1D3-6

肉体的、精神的負荷の脳活動活性化への影響解析○福島 健斗、井上 淳、岩瀬 将美、畠山 省四朗
東京電機大学大学院 未来科学研究科 ロボットメカトロニクス学専攻

本講演では、精神的、肉体的負荷がもたらす脳への活性化作用について脳波を用いて解析した結果を述べる。
本研究で精神的、肉体的負荷による活性化作用を評価するにあたり、精神的負荷としては単純な計算課題を用い、肉体的負荷としては有酸素運動であるランニングと無酸素運動である握力トレーニングを用いた。実験ではそれぞれの課題前後の脳波を計測、周波数解析し、各負荷が脳に及ぼす影響を脳波の周波数帯域の変化から
評価した。

1D3-7

3 次元迷路課題中の Fmθ波の出現とその迷路場所の検討○濱中 臨 1）、塚原 彰彦 2）、内川 義則 1）1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）東京電機大学 理工学部 理工学科

本研究では、3 次元迷路課題中に出現する Fmθ波の同定とその迷路内の出現場所の検討を行うことが目的である。EEG 計測は国際 10-20 法電極配置に基づき増幅器 20,000 倍、アナログフィルタ（0.5-100Hz）を介し、シールドルーム内で測定した。被験者は 10 名でインフォームドコンセントを行った。迷路課題は記憶課題と試行課題の 2 つの課題を用い、時間周波数解析と特異値分解より Fmθ波を同定し、Fmθ波出現時のコヒーレ
ンスの頭表分布を求めた。その解析より、課題実行中の Fmθ波と迷路内の出現場所との関係について検討を行ったので報告する。

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9 月 15 日

13：00 〜 14：45

E 会場（ 1 - 303 ）司会：吉光 喜太郎（ 株式会社日立製作所 ）医療支援

心嚢穿刺術トレーニングシステムにおける心臓模擬装置の開発○磯野 裕貴 1）、小関 義彦 2）、鷲尾 利克 2）、山内 康司 3）、八尾 武憲 4）、本間 章彦 1）、荒船 龍彦 1）1 ）東京電機大学 理工学部 理工学研究科、2 ）産業技術総合研究所、3 ）東洋大学 生体医工学科、4 ）京都岡本記念病院

心タンポナーデとは心臓の損傷により心嚢内に心嚢液および血液が貯留し、心臓の拡張が阻害され心不全を引き起こし、数分の間に死に至る緊急度の高い疾患である。治療法として、心嚢穿刺による排液を行うことで、症状は消失する。しかし心臓を傷つけてしまうリスクを伴うため、心タンポナーデ治療は難易度の高い術式である。
そこで本研究では、従来トレーニング手段がほとんど無かった心タンポナーデ治療のトレーニングシステムを開発することを目的とし、トレーニングシステムにおける心臓模擬装置を開発、評価を行ったので報告する。

1E1-2

複合低エネルギを用いた冠動脈バイパス手術支援デバイスの開発― 吻合時温度変化の検討 ―○羽根田 洋輔 1）、増澤 徹 2）、長 真啓 2）、尾関 和秀 2）、岸田 晶夫 3）
1 ）茨城大学 大学院 理工学研究科 機械工学専攻、2 ）茨城大学、3 ）東京医科歯科大学

我々は複合低エネルギ生体組織接合技術を用いた冠動脈バイパス手術支援デバイスの開発を行っている。現在の手術支援デバイスは、デバイスを冠動脈へ接続するために、組織吸引を行い、吻合時に吸引を行いながら加熱を行っている。しかし、吻合時、吻合部分の温度が吻合必要温度に到達するまでに時間がかかることが課題として挙がった。このため、吻合時の吻合部分の温度変化を検討し、組織吸引によって吻合部分が空冷されていることが判明した。そこで、組織吸引による空冷を最小に抑える方法を検討したので報告する。

1E1-3

糖尿病合併症バイオマーカーとしてのソルビトール検出用バイオセンサの開発○月精 智子 1）、瀧本 悠貴 1）、紋川 亮 1）、荒川 貴博 2）、三林 浩二 2）1 ）東京都立産業技術研究センター バイオ応用技術グループ、2 ）東京医科歯科大学 生体材料工学研究所

糖尿病合併症は、組織中に蓄積するソルビトールが一因であることが報告されている。本研究では、糖尿病
合併症のバイオマーカーとして有効性が示唆されているソルビトールに着目し、NADH 蛍光検出を利用した
光ファイバ式のソルビトール用バイオセンサを開発した。本バイオセンサは、健常者及び糖尿病患者の血液および尿中のソルビトール濃度を含む、1.0-1,000μmol/l の範囲でソルビトールの選択的な測定が可能であった。
本センサは、糖尿病患者に対する POCT 検査および日常的な健康管理への利用が期待される。

1E1-4

大腸内視鏡検査の自動化の研究○高橋 直樹 1）、中里 裕一 2）1 ）日本工業大学院 機械システム工学専攻 中里研究室、2 ）日本工業大学

本研究は、大腸内視鏡検査の自動化を目的とした研究である。特に大腸内に内視鏡を送り出す装置の開発を行う。この送り出し装置は、熟練した医師が行う軸保持短縮法という内視鏡の挿入方法に着目し、これを再現
し内視鏡の挿入を行うことを目的としている。再現するために必要な動作として、内視鏡をロール軸方向に直進させる動作とロール軸方向に回転させる動作が必要であり、また同時にこの両動作を行う必要もある。そのため本研究では、この二つの動作を行うことができる装置を提案し、実験的に確認を行う。

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1E1
1E1-5

9 月 15 日

13：00 〜 14：45

E 会場（ 1 - 303 ）司会：吉光 喜太郎（ 株式会社日立製作所 ）医療支援

効果的な心房細動アブレーション戦略構築に向けた光学電極同時計測システム○浅野 圭佑 1）、富井 直輝 2）、山崎 正俊 3）、本荘 晴朗 4）、神谷 香一郎 4）、柴田 仁太郎 5）、佐久間 一郎 3）
1 ）東京大学 工学部、2 ）東京大学大学院 医学系研究科、3 ）東京大学大学院 工学系研究科、4 ）名古屋大学 環境医学研究所 心・血管分野、5 ）新宿三井ビルクリニック

心房細動のアブレーション治療においてカテーテル電極計測による診断が行われるが、心筋興奮の推定精度は十分な評価が行われていない。本研究では高速度カメラを用いて高時空間分解能で活動電位の伝播を計測可
能な光学マッピングと、計測視野内の心筋表面に配置した 20 個の微小な電極による、光学・電極同時計測シ
ステムを構築し、ペーシング刺激による平面波と細動時に発生する旋回性興奮波の計測結果を比較した。平面波や旋回興奮で興奮前面の同期が見られた一方、旋回中心近傍では非周期的で複雑な電極波形が計測された。

1E1-6

パルスジェットメスアプリケータのファントムと生体脂肪組織における破砕力向上設計○荘 敬介 1）、鷲尾 利克 2）、矢野 智之 3）、荒船 龍彦 1）1 ）東京電機大学 大学院 理工学研究科、2 ）産業技術総合研究所、3 ）がん研有明病院

本研究室では脳下垂体腫瘍の破砕と、細血管や神経の温存を両立させる治療デバイスとしてレーザパルス
ジェットメス（LILJ）の開発を行ってきた。本来、下垂体腫瘍の破砕を目的とするデバイスであるが、新たに形成外科向けの脂肪組織のみの選択的な破砕に向けた改良を行っている。しかし脳組織に比べ脂肪組織は硬く、繊維質であるため、破砕能力を向上させる必要がある。そこで破砕力向上の方法としてジェットに微小なバブ
ルを効率よく混入させたバブルジェット型 LILJ を新たに開発する事で特徴は保ちつつ、破砕力が向上したことを報告する。

1E1-7

内視鏡補助ツールシステムの開発○長谷川 健太
芝浦工業大学 理工学研究科 システム理工学専攻

近年、手術時の患者への負担軽減や早期回復を目的とした低侵襲手術が注目され、その一つに NOTES（Natural Orifice Translumenal Endoscopic Surgery）がある。当該手術は、自然開口部から内視鏡を挿入し、体腔内で治療を行う方法で、体表への切開が不要なため疼痛の軽減などに優れ、術後の患者 QOL（Quality
Of Life）の低下防止が期待される。一方、内視鏡のみで治療を行うため、視野狭窄に伴う手技の難化や安全性低下が懸念される。本研究では、内視鏡に取り付け可能で、カメラを用いて術部の俯瞰的視野を提供可能な内視鏡補助ツールシステムの開発を行う。

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1E2
1E2-1

9 月 15 日

14：45 〜 16：30

E 会場（ 1 - 303 ）司会：荒船 龍彦（ 東京電機大学 ）医用画像

気胸治療最適化に向けた医療用気相流量計測技術の開発○岩上 聖 1）、金子 暁子 2）、阿部 豊 2）、酒井 光昭 3）1 ）筑波大学大学院 システム情報工学研究科 構造エネルギー工学専攻、2 ）筑波大学 システム情報系、
3 ）筑波メディカルセンター病院

胸腔ドレナージは呼吸器疾患における重要な治療法である。胸腔から漏れ出る空気は、症状の重症度を明らかにするうえで重要な指標となるが、その流量を計測する手法は現状確立されていない。本研究では、胸腔ド
レナージ装置を模擬した試験装置を用いて、排気の可視化による気泡の生成過程の評価と、画像処理から求めた気相流量の妥当性の評価、また水封部での気泡発生過程での圧力変動の評価を行った。その結果、圧力変動
による固有の周波数と気泡径の相関を確認した。従って圧力計測から気相流量を求めることができる可能性が示唆された。

1E2-2

難治性潰瘍外科的治療における血流動態プロジェクションマッピング術中支援システム○荒船 龍彦 1）、鈴木 孝司 2）、千葉 慎二 2）3）、鷲尾 利克 4）、矢野 智之 5）1 ）東京電機大学 理工学部 電子・機械工学系、2 ）東京女子医科大学 先端生命医科学研究所、3 ）日本マイクロソフト株式会社、
4 ）産業技術総合研究所、5 ）がん研有明病院 形成外科

難治性潰瘍は病態が進行すると外科的切断処置を選択することになるが、適切な切断箇所の同定のための血流動態の把握には、従来 1 点 1 点を計測する装置しかなかった。さらに切断箇所は血流動態のみで判断されるものではなく、解剖学的な情報と共に判断されることが多い。そこで我々は従来血流動態を高解像度に二次元的に可視化するシステム Opmap を開発してきたが、解析結果は PC の画面上での情報提示に留まっていた。
そこでプロジェクションマッピング技術により、解析画像を患者皮膚表在へ投影するシステムを開発したので
報告する。

1E2-3

超音波ガイド下末梢神経ブロック支援システムに関する研究― カメラ台数変更時の計測評価 ―○高橋 直志 1）、花房 昭彦 1）、林 英明 2）1 ）芝浦工業大学 理工学研究科 システム理工学専攻、2 ）独立行政法人 国立病院機構 大阪南医療センター

麻酔方法の一つである超音波ガイド下末梢神経ブロックは、超音波画像上で常に針の位置、麻酔薬の拡がりを視覚化することが可能である反面、「超音波画像内での針先の十分な確認」、「標的部位に針を誘導する技術」などが術者に求められる。本研究は、術者の経験に関係なく、正確かつ安全に手技を行うために、超音波プ
ローブに設置したカメラで針穿刺時の画像を取得し、取得画像から針の進行経路予測と針先位置予測を行うシ
ステムの開発を目的とした。本発表では、単眼カメラとステレオカメラによる針の 3 次元姿勢推定精度の結果
を示す。

1E2-4

複数レンズで取得した光線画像を用いた 3 次元的な表面情報取得法の原理確認○小笠原 純平 1）、桑名 健太 2）、佐藤 佑樹 1）、土井根 礼音 3）、土肥 健純 2）
1 ）東京電機大学 大学院 工学研究科 機械工学専攻、2 ）東京電機大学 工学部 先端機械工学科、3 ）東京電機大学 総合研究所

内視鏡映像において観察対象の 3 次元的な位置関係は重要である。そこで我々はレンズアレイを利用した観察対象の 3 次元的な表面情報取得法を提案する。レンズアレイの焦点面に CCD カメラを配置した場合、各画素に記録される光線の経路は一意に決まる。光線経路から成る各交点において、各光線に対応する画素値の比
較によりその点に物体が存在するかどうかを判別する。本研究では提案手法の原理確認を目的としてソフトウェア上でシミュレーションを行い、既知形状モデルの表面情報の取得が可能であることを確認した。

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1E2
1E2-5

9 月 15 日

14：45 〜 16：30

E 会場（ 1 - 303 ）司会：荒船 龍彦（ 東京電機大学 ）医用画像

確率共鳴を用いた厳しい照明条件下での画像強調法○小島 範子 1）、松本 直文 2）、山城 光雄 2）1 ）足利工業大学大学院 情報・生産工学専攻、2 ）足利工業大学 工学部創生工学科

セキュリティ分野や工学的応用のみならず医療・福祉などの諸分野で顔・人体・移動物体の検出・認識の重要性が指摘されている。しかし、現状では様々な撮影上の悪条件に対して、完璧な検出・認識システムはできていない。ここでは、逆光や夜間など厳しい照明条件下で特徴検出・認識ができない問題に重点を置き、シス
テムの使用環境に依存しないロバストな画像強調法を提案する。解決手法として確率共鳴を画像強調向きに改良したアルゴリズムを用い、実験に基づいて提案手法の有効性を明らかにする。

1E2-6

手術における体内遺残防止のためのガーゼカウントシステムの開発○田嶋 哲也 1）、楠田 佳緒 2）、山下 知子 3）、山下 和彦 3）1 ）東京医療保健大学 医療保健学部 医療情報学科、2 ）東京女子医科大学 先端生命医科学研究所、3 ）大阪大学大学院 医学系研究科

手術における体内遺残事例は 1 万件に 1 回の割合で発生し、そのうちの 69% はガーゼであると報告されている。そこで本研究では X 線を用いたガーゼカウンタの試作を行った。本研究ではハードウェアおよび手術用
ガーゼ検出のための画像処理プログラムを開発した。その結果、ハードウェアの X 線パラメータが決定できた。
ガーゼ検出プログラムでは、検出器から得られる Raw データを処理し、3 次元再構築と枚数検出のためのア
ルゴリズムを開発し、X 線パラメータと検出アルゴリズムを合わせることで高い精度でガーゼ枚数の検出を
実現した。

1E2-7

乳房再建術中支援用システムにおける自動レジストレーションソフトウェアの精度評価○柳沼 ひかる 1）、鈴木 孝司 2）、千葉 慎二 3）、鷲尾 利克 4）、矢野 智之 5）、荒船 龍彦 1）1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）東京女子医科大学先端生命医科学研究所、3 ）日本マイクロソフト株式会社、
4 ）産業技術総合研究所、5 ）がん研有明病院

乳がんの治療法における乳腺切除術の後に行われる乳房再建術において、乳房形状の整容性評価は医師による主観的評価が主流であり、定量的評価手法は未だ十分に確立されていない。また術中に術前形状との形状差情報を定量的に導出し、術者に提示する術中ナビゲーションの再建術応用も行われていない。
そこで本研究は、乳房切除術前と再建術中における局所の形状差を定量的に導出、可視化するソフトウェアとプロジェクションマッピングにより、術者に定量的な情報をフィードバックするシステムを開発し、精度評
価実験を行ったので報告する。

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2A1
2A1-1

9 月 16 日

9：00 〜 10：30

A 会場（ 124 ）司会：桑名 健太（ 東京電機大学 ）生体材料

3 次元細胞培養基材としての貫通孔を持つエラスチンゲルの開発○井上 綱太、晝河 政希、石﨑 梓、三田 百恵、丹羽 紘介、出口 智恵、宮本 啓一、堀内 孝
三重大学大学院 工学研究科 生体材料化学研究室

生体内で弾性や伸縮性が必要な皮膚や血管などの組織にはエラスチンを主成分とする弾性線維が多く存在している。現在、細胞外マトリックスであるコラーゲンを用いた 3 次元培養基材が開発され臨床で使用されているが、弾性や伸縮性のある 3 次元培養基材は開発されていない。本研究では弾性線維の主成分であるエラスチ
ンを用いゲルを作製し、その弾性率測定、構造観察および 3 次元培養を行い検討した。その結果、細胞包埋が可能な貫通孔を持ち、弾性・伸縮性のある、細胞の 3 次元培養が可能なエラスチンゲルの開発に成功した。

2A1-2

不可逆的スナップスルーステント構造の設計と試作○岡崎 貴大山口大学 大学院 創成科学研究科 機械工学系専攻

著者らは、生分解性 / 生体吸収性医療用ステントの拡張力を向上させるため、双安定構造を骨格としたス
ナップスルーステント構造の提案と開発を進めている。開発過程で、ステント拡張時の伸張方向（径の拡張方向）とは直角方向に飛び移り座屈であるスナップスルー動作が生じるようなステント構造とすることにより、ステントにラジアルフォース（縮径方向の力）が作用しても、拡張前のステント形状には戻らない不可逆的な構造が存在することを見いだした。構造設計、ポリ乳酸を用いた試作、基本動作の確認について報告する。

2A1-3

腹膜透析液の生体適合性評価― pH 非依存的ゴルジ体分散 ―○岩本 真直 1）、吉田 利通 2）、宮本 啓一 1）、堀内 孝 1）1 ）三重大学大学院 工学研究科 分子素材工学専攻 生体材料化学研究室、2 ）三重大学大学院 医学系研究科 修復再生病理学

長期腹膜透析の合併症として腹膜機能低下、さらには腹膜線維症がある。これは、腹膜透析液（PDF）中の非生理的な要因、例えば、除水のために必要な高濃度のグルコースやグルコースの安定性を保つための低 pH等が原因であると考えられている。PDF を腹膜中皮細胞に曝露すると pH 依存的に細胞中のゴルジ体が分散することを既に報告した（第 22 回日本腹膜透析医学会，2016）。本報告では、pH 以外の因子がゴルジ体分散に与える影響について述べる。

2A1-4

椎間板組織再生のための硫酸化ジェランゲル足場の開発○宮本 愛子、水上 光太郎、奥村 和也、晝河 政希、宮本 啓一、堀内 孝
三重大学大学院 工学研究科 生体材料化学研究室

重度の椎間板ヘルニアや椎間板変性に伴う髄核組織や線維輪組織の損傷し対し、現行の治療では椎間板を摘出し不安定になった脊椎間を金具等で固定する方法が行われる。しかしながら、患者負担や長期的な治療効果を考慮した場合、より低侵襲で組織再生が可能な方法の開発が望まれる。本研究では、椎間板の成分に類似した素材である硫酸化ジェランを主成分とした、細胞足場機能と薬物徐放能力を併せ持つインジェクタブルな新材料を開発した。この材料を用いて椎間板細胞を培養することで、髄核細胞の再分化が誘導されることを確認した。

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2A1
2A1-5

9 月 16 日

9：00 〜 10：30

A 会場（ 124 ）司会：桑名 健太（ 東京電機大学 ）生体材料

エラスチン弾性層板構造を有する組織工学的弾性血管の収縮応答○石崎 梓、堀川 公佑、井上 綱太、晝河 政希、宮本 啓一、堀内 孝
三重大学大学院 工学研究科 生体材料化学研究室

我々は、血管の弾性特性を担うエラスチンおよび平滑筋細胞を用い、血管中膜構造にみられる弾性層板構造を模倣した組織工学的弾性血管を開発することを目的としている。そこで平滑筋細胞の三次元的足場材料として新たに開発した細胞培養用エラスチンゲルを用い、細胞の配向性を制御するエラスチンファイバーシートと組み合わせることで、実際の血管構造に類似した中膜モデルを作製した。本発表では長期培養後の力学的特性
および血管収縮応答評価を行い、組織工学的な弾性血管としての可能性を報告する。

2A1-6

エラスチン / コラーゲン複合型人工靭帯の開発と評価○晝河 政希 1）、佐藤 辰哉 1）、井上 綱太 1）、丹羽 紘介 1）、伊東 直也 2）、服部 徹也 2）、細井 敬 2）、
長谷川 正裕 2）、宮本 啓一 1）、堀内 孝 1）1 ）三重大学大学院 工学研究科、2 ）三重大学 整形外科

現行の靭帯再建手術では、患者自身の腱組織および人工靭帯を用いる方法が多くを占めるが、人工靭帯の骨接合強度や腱組織採取部の強度低下などの問題が残っている。本研究では靭帯組織の主要成分であるエラスチ
ンおよびコラーゲンを用いた人工靭帯を開発した。この人工靭帯に細胞を組み込んだモデルと無細胞モデルを作製し、動物への移植試験を行った。その結果、人工靭帯の骨挿入部に軟骨および骨形成の増加が見られ、細胞を組み込んだ人工靭帯においては有意な力学強度の向上が示され、組織工学的人工靭帯の開発に成功した。

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2B1
2B1-1

9 月 16 日

9：00 〜 10：30

B 会場（ 125 ）司会：手嶋 教之（ 立命館大学 ）福祉・リハビリテーションⅣ

大腿骨頸部骨折術後患者の歩行開始動作時の逆応答現象と体幹運動○安藤 将孝 1）2）、池内 秀隆 3）1 ）社会医療法人 敬和会 大分リハビリテーション病院、2 ）大分大学 工学研究科 博士前期課程 工学専攻 福祉メカトロニクスコース、
3 ）大分大学 理工学部門

高齢者の骨折として頻度の高い大腿骨頸部骨折の発生理由は転倒が最も多いと報告されているが、転倒の要因としては高齢者にとって不安定な動作である歩行開始などの過渡歩行動作が考えられる。高齢者等の過渡歩
行動作時の転倒リスクを軽減するにはこれらの動作の工学的解析が有用であると考える。本報告では、主に大腿骨頸部骨折術後患者の再転倒を予防する理学療法介入を検討する一助とするため、大腿骨頸部骨折術後患者の歩行開始動作特性を三次元動作解析システムを用いて解析することを検討する。

2B1-2

動作解析データに基づく脳卒中患者の歩行運動の特性抽出〜多変量解析を用いたサブタイプ分類〜○永井 澪
芝浦工業大学 大学院理工学研究科 システム理工学専攻

脳卒中患者の歩行特性は、損傷を受ける脳の領域、運動麻痺や感覚障害の程度によって異なることが知られている。本研究の目的は、臨床現場にて取得した脳卒中患者 100 症例以上の歩行解析データを基に、多変量解析を用いた歩行動作の特徴抽出と、サブタイプの分類を行うことである。具体的には、三次元動作解析から得た歩行動作の時空間変数及びキネマティクスデータに主成分分析を施した後に、クラスター分析により脳卒中群の下位分類を試みた。分類結果と脳卒中機能障害評価法の関連を検討することで、その妥当性について検討
した。

2B1-3

異なる歩行形態にみる足底局所の剪断力○小室 有子 1）、安在 絵美 2）、中嶋 香奈子 3）、佐藤 克成 4）、元岡 展久 5）、太田 裕治 1）1 ）お茶の水女子大学大学院 人間文化創成科学研究科 生活工学共同専攻、2 ）日本学術振興会、3 ）産業技術総合研究所、4 ）奈良女子大学研究院 生活環境科学系、5 ）お茶の水女子大学 基幹研究院

高齢者の生活の質は歩行能力と密接に繋がっている。歩行評価指標として、従来より、床反力や前額面、矢状面への動揺が測定されてきた。小型 3 軸触覚センサーの開発により、足底一部の垂直分力や側方剪断力や進
行方向の剪断力の計測が可能となった。本研究の目的は足底箇所別の剪断力を異なる歩行形態により調査することである。6 か所の足底部、5 歩行形態で剪断力を測定した。結果、拇指側面への剪断力は内股と外股歩行で有意な相違（p ＜ 0.01）がみられた。足底細部の剪断力データは、より詳細な歩行へのアドバイスを可能と
した。

2B1-4

脊髄損傷者の身体機能の分析と日常生活動作との因果性の解析○尾形 邦裕産業技術総合研究所

脊髄損傷者の障害のレベルと残存機能については知られているが、具体的な動作との定量的因果関係は詳らかではない。そこで、脊髄損傷者の身体機能（ROM、MMT、身体寸法など）と日常生活動作（車いす漕ぎ動
作及び更衣動作）の計測を行い、身体機能と動作の因果性を解析した。身体機能をデータマイニング手法により分類し、分類された動作ごとに身体機能、動作、障害レベルの関係を調べた。これにより、注目するべき数個の身体機能に着目することで、動作の特徴を得ることができた。

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2B1
2B1-5

9 月 16 日

9：00 〜 10：30

B 会場（ 125 ）司会：手嶋 教之（ 立命館大学 ）福祉・リハビリテーションⅣ

下肢装具の足底部の違いによる歩行の分析○林 敏熙 1）、井上 淳 2）、花崎 泉 2）
1 ）東京電機大学大学院 未来科学研究科 ロボット・メカトロニクス学専攻、2 ）東京電機大学 未来科学部 ロボット・メカトロニクス学科

下肢装具は、身体麻痺により歩行が困難になった人に対して医師や理学療法士が処方している。この処方は経験則のため、明確な処方基準がない。近年の研究では着地時に足首への負担を軽減するバネやダンパ等の開発が行なわれている。足首への補助を行なうことでリハビリ効果は薄れてしまうことを考え、足底部に着目した。足底部が曲がることでより自然な歩行になりリハビリへ効果があるのではないかと考えた。よって、新規に 2 種類の足底部を用意し、下腿部の筋活動量と足圧重心から安定した歩行が行なわれるか検証を行なう。

2B1-6

表面筋電位を用いた繰り返し動作に起因する腰部負担の定量的評価○廣嶋 孝行北見工業大学 大学院工学研究科 機械工学専攻

本研究ではこれまでに、脊柱起立筋の表面筋電位により介護動作時の動的腰部負担を定量的に評価できることを示した。介護現場では、低負荷動作の繰り返しによる疲労の蓄積で腰部負担が増加し、腰痛を引き起こしている可能性がある。本報では、動作の繰り返しにより蓄積する筋疲労に着目し、脊柱起立筋の表面筋電位による腰部負担の評価手法を用いて、筋疲労の定量化を試みる。さらに、動作の繰り返しにより蓄積する筋疲労が腰部負担に及ぼす影響についても検討する。

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2C2
2C2-1

9 月 16 日

10：45 〜 12：00

C 会場（ 126 ）司会：松田 康弘（ 神奈川工科大学 ）生活支援Ⅰ

住宅における生活行動中の転倒の危険性について― 足裏圧力計測データを用いて ―○王 美娜 1）、長澤 夏子 2）、太田 裕治 2）、安在 絵美 2）1 ）お茶の水女子大学大学院 人間文化創成科学研究科 生活工学共同専攻、2 ）お茶の水女子大学 基幹研究院

歩行機能のリスク評価に用いた靴型デバイスにより、住まいの転倒リスクを環境と動作を含め評価する。一人暮らしの健常者 1 名が自宅で、生活動作中の足圧の計測を行い、約 200 歩のデータを得た。またビデオ撮影なども行った。得られた CoP の形状や足圧のパターンから、転倒リスクの高いとおもわれる動作を抽出し、行動・環境面での要因をビデオから調べた。
その結果、連続歩行は極めて少ないこと、障害物をまたぐ時は、CoP のふらつきが大きいこと、体の向きを変えるときは、軸足の CoP が要介護高齢者のすり足時の CoP と似ていることがわかった。

2C2-2

走行シミュレーションによる受動走行ロボットの安定化条件の検討○松本 健吾北見工業大学大学院 工学研究科 機械工学専攻

本研究では福祉機器への応用を目的に、3 次元 2 足受動走行の安定化条件を数値解析で検討する。本報では、
2 足走行の解析モデルとして安定性が高いリムレスホイールを基礎とし、矢状面内の遊脚の運動周期と前額面
内の立脚切り替え運動周期に着目して安定な走行が実現できる条件について解析する。さらに解析モデルの精度向上を図り、安定な連続走行の条件を明らかにする。

2C2-3

IoT 型足底圧計測デバイスによる電車乗車時の姿勢制御評価○中山 祐里 1）、任 点 1）、安在 絵美 2）、太田 裕治 1）1 ）お茶の水女子大学、2 ）日本学術振興会特別研究員

本研究では、人間の実生活中の歩行・姿勢制御能評価のため、足底圧計測システムの開発を目的とした。開発した IoT 型足底圧計測デバイスを用いて、被験者 20 代女性 1 名で、一日の活動中の足底圧データを計測した。その中で日常生活中の姿勢維持動作の一つである電車乗車中の姿勢制御能に着目し、電車の揺れに対する足底圧変化を分析した。結果より、電車の加速減速に対する各部位の足底圧の応答と足底圧中心位置の関係を捉えられた。また、進行方向に対して垂直方向を向いた場合、走行中の足底圧変化が左右で異なることが明らかになった。

2C2-4

Mirror Neuron System を用いたμ律動減衰による力情報の抽出に関する研究○田 野
前橋工科大学大学院 工学研究科 システム生体工学専攻

本研究では、運動認識や模倣などに関与する Mirror Neuron System が運動観察時にμ律動が減衰する特徴を用いて、脳情報から力の強さを抽出する手法を提案し、運動情報特徴の抽出実験を行った。その結果、運動情報の有無を想起することにより、μ律動の減衰が異なることが確認できた。本提案手法を用いることで、ミラーニューロンに基づいた運動映像により、力情報に関連する特徴脳波の誘発が可能であると示唆した。将来は脳波を用いて外骨格ロボットを制御することで、障害者の自立支援を目指します。

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2C2
2C2-5

9 月 16 日

10：45 〜 12：00

C 会場（ 126 ）司会：松田 康弘（ 神奈川工科大学 ）生活支援Ⅰ

IoT 型足底圧計測デバイスによる日常生活の移動活動中の足底圧分析○任 点
お茶の水女子大学大学院 人間文化創成科学研究科 ライフサイエンス専攻

ヒトの身体機能について、主に歩行の分析が行われるが、生活の中では歩行以外の移動行動も高い割合を占めている。本研究は、日常生活活動中の足底圧計測システムの開発を目的とした。
開発した IoT 型足底圧計測デバイスを用い、一日の生活活動の足圧を計測した。特に四つの行動（歩行、階段昇り、降り、自転車走行）の足圧を分析した。
生活を制限せず 1 日の活動の足圧を捉えられた。四種類の行動から各足底圧の特徴が検出され、データによる行動分別が可能と考えられた。今後、足圧パタン化することにより日常生活の行動認識法を検討する。

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2D1
2D1-1

9 月 16 日

9：00 〜 10：00

D 会場（ 127 ）司会：加藤 綾子（ 埼玉医科大学 ）細胞Ⅰ

異なる DLC 窒素比の成膜繊維性スキャフォルドを用いた細胞運動形態評価システム○ABDUL RAHIN NUR SHUHADAH1）、志村 まり 2）、矢口 俊之 1）、荒船 龍彦 1）、本間 章彦 1）
1 ）東京電機大学 理工学研究科 電子機械工学専攻、2 ）国立国際医療研究センター・難治性疾患研究部

In cell culture, there is a need to analyze the cell present with the behavior of the collective cells
movement. In this study, using fibroblast cells, the amorphous carbon film was coated on the surface ofthe fiber produced by the electrospinning method and the individual motion form of the cells on thefiber was evaluated non-invasively. We develop a system which can evaluate individual movement
speed of cell, fiber contact ratio and cell number of proliferation by image processing.

2D1-2

腹膜透析排液由来細胞を用いた腹膜線維化診断法の開発○安部 将史 1）、溝口 誠也 1）、中村 文哉 1）、宮本 啓一 1）、村田 智博 2）、石川 英二 2）、吉田 利通 3）、
堀内 孝 1）1 ）三重大学大学院 工学研究科 分子素材工学専攻、2 ）三重大学附属病院 血液浄化療法部、3 ）三重大学大学院 医学系研究科

腹膜透析液の生体適合性は向上しているが、腹膜線維症の発症を完全に抑制するには到っていない。腹膜透析排液中の脱落中皮細胞の形態の違いによる上皮間葉系形質転換 / 線維化関連タンパク及び遺伝子の発現量を比較した。細胞形態の違いにより、Snail, Fibronectin, Tenascin-C で有意な上昇、E-cadherin で有意な減少が得られた。10 ng/mL TGF-β1 曝露後の遺伝子発現変化では、形質転換した細胞において繊維化関連遺伝
子の応答性が高い結果が得られた。腹膜の状態を診断できる可能性が示唆された。

2D1-3

培養骨格筋を用いた温熱ストレス評価法の開発○高木 空 1）、中村 友浩 2）、藤里 俊哉 1）
1 ）大阪工業大学大学院 工学研究科 生体医工学専攻、2 ）大阪工業大学 工学部 総合人間学教室

温熱ストレスは筋肉の収縮力に影響を与えるが、血流量やホルモンにも影響を与えることから、筋肉への純粋な影響を評価することは困難である。そこで、筋細胞から培養骨格筋を作製し、39℃の温熱ストレスを与えることで、筋肉の収縮機能に与える純粋な影響の評価を試みた。その結果、温熱ストレスを与える期間が長い程、収縮力は低下したが、その後 37℃に戻して培養を継続すると、温熱ストレスを与える前の収縮力とほぼ同等まで回復した。温熱ストレスが筋肉の収縮機能に与える純粋な影響が評価し得ることが示唆された。

2D1-4

脱細胞化スライス脳への神経細胞播種法の検討○木村 剛 1）、中村 奈緒子 2）、橋本 良秀 1）、小田原 あおい 3）、鈴木 郁郎 3）、岸田 晶夫 1）
1 ）東京医科歯科大学 生体材料工学研究所、2 ）芝浦工業大学 システム理工学部、3 ）東北工業大学 工学部

細胞外基質（ECM）は、細胞を支持するのみでなく、細胞の増殖や分化などの細胞機能に強く影響する。神
経科学分野においても、神経回路構築や脳組織再構築への ECM の影響に関する研究が行われている。本研究では、脳より細胞のみを除去した ECM である脱細胞化脳上での神経ネットワーク形成を検討した。血清の有無、播種細胞密度、細胞の分散状態、培養期間等の培養条件を種々に変化させて培養した結果、単一細胞分散状態にて播種した場合に神経ネットワークが効率的に形成されることが明らかとなった。

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2D2
2D2-1

9 月 16 日

10：00 〜 11：45

D 会場（ 127 ）司会：苗村 潔（ 東京工科大学 ）細胞Ⅱ

ヒト iPSC 由来神経ネットワークの電気活動で動く知的ロボットの開発○横井 れみ 1）、松田 直毅 2）、小田原 あおい 2）3）4）、鈴木 郁郎 1）1 ）東北工業大学 工学部 電気電子工学科、2 ）東北工業大学大学院 工学研究科 電子工学専攻、3 ）東北大学 材料科学高等研究所、4 ）日本学術振興会

ヒト iPSC 由来ニューロンの可塑性現象に基づいて、学習するロボットの創成を目的とした。神経ネット
ワークの活動情報に基づいてロボットが動き、ロボットの視覚情報（壁までの距離情報）に基づいて神経ネッ
トワークにフィードバック電気刺激を行うシステムを構築した。壁までの距離に依存した電気刺激を繰り返し
フィードバックすることで、神経ネットワークの刺激に対する活動特性が変化し、ロボットが神経ネットワー
ク活動に基づいて壁を回避することに成功した。培養ヒト神経ネットワークで動く知能ロボットを創生した初報告である。

2D2-2

培養ヒト iPS 細胞由来中枢神経ネットワークに睡眠・覚醒リズムを惹起させる為の基礎検討○岡部 美穂 1）、松田 直毅 2）、小田原 あおい 2）3）4）、辛島 彰洋 1）2）、鈴木 郁郎 1）2）
1 ）東北工業大学 工学部 電気電子工学科、2 ）東北工業大学 大学院 工学研究科 電子工学専攻、3 ）東北大学 高等材料科学研究所、4 ）日本学術振興会

ヒト iPS 細胞由来ニューロンを用いた創薬応用が期待されているが、培養細胞であり、生体脳現象を再現しているとは言えない。生体脳における概日リズムを培養神経ネットワークに惹起できれば、睡眠関連薬剤の評価に有効である共に、薬効評価精度の向上につながる。本研究は、生体大脳皮質で見られる Ach の概日リズ
ム変動に着目し、睡眠 - 覚醒時の電気活動リズムの惹起を目的とした。12 時間毎に Ach 濃度を変動させた結果、睡眠・覚醒リズムを模倣する電気活動の検出に成功し、Ach 投与によるリズム惹起法の有効性が示唆さ
れた。

2D2-3

オルガノイドソーターを実現する 3 次元微小組織モデル「 Cell ball 」の開発
○岡本 湧 1）、小田原 あおい 1）2）3）、鈴木 郁郎 1）1 ）東北工業大学 工学部、2 ）東北大学 材料科学高等研究所、3 ）日本学術振興会

細胞ネットワークや微小組織の機能をフローサイトメトリー解析およびソーティングする技術は確立していない。本技術ができれば、より生体機能に近いサンプルを高速解析および分離後の詳細解析が可能となり、生命科学分野の新しい評価法となる。本研究では、フローサイトメトリー解析を実現する、細胞数や細胞種を制御した球形の 3 次元組織モデル「Cell ball」作製技術を開発した。ヒト iPSC 由来ニューロンを用いた 3 次元
微小組織やヒト肝臓モデルを構築し、フローサイトメトリー解析を実現した。

2D2-4

ヒト iPSC 由来末梢ニューロンを用いた抗癌剤の痛み応答評価○小田原 あおい 1）2）3）、松田 直毅 2）、鈴木 郁郎 2）1 ）東北大学 材料科学高等研究所、2 ）東北工業大学、3 ）日本学術振興会

末梢神経細胞である DRG ニューロンは化学物質、温度などの感覚情報（痛み）を感受するニューロンである。
ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞の開発により、近年、化学物質のヒト毒性評価の標本としての応用が期待されている。本研究では、ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞の電気生理学的な痛み応答評価系の構築を目指し、平面
微小電極アレイ（MEA）による末梢神経細胞の化学物質および抗癌剤に対する電気生理学的な変化の検出および解析法の構築を目的とした。

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2D2-5

AI を用いたバースト解析法の検討○松田 直毅 1）、石橋 勇人 2）、小田原 あおい 1）3）4）、鈴木 郁郎 1）2）
1 ）東北工業大学 大学院 工学研究科 電子工学専攻、2 ）東北工業大学 工学部 電気電子工学科、3 ）東北大学 高等材料科学研究所、4 ）日本学術振興会

ヒト iPS 細胞ニューロンの電気活動を指標とした痙攣性薬剤毒性評価において、同期バースト発火解析が有効である。しかしながら、同期バースト発火の特性は様々であり、閾値設定による従来法では、同期バースト
発火を正確に検出することが難しい。そこで、本研究では AI による同期バースト検出法の検討を行った。AI
に専門家の目視による正確な同期バースト発火情報（開始と終了時間）を学習させた結果、AI と専門家の目視による解析結果の一致率は 90% であった。AI は従来法に比べ正確なバースト検出法であることがわかった。

2D2-6

ヒト iPS 細胞由来ニューロンの薬剤性痙攣誘発時の特性を抽出する
電気活動波形の周波数成分解析○石橋 勇人 1）、小田原 あおい 2）3）4）、鈴木 郁郎 1）2）
1 ）東北工業大学 工学部 電気電子工学科、2 ）東北工業大学大学院 工学研究科 電子工学専攻、3 ）東北大学 材料科学高等研究所、4 ）日本学術振興会

平面微小電極アレイ（MEA）を用いたヒト iPS 細胞由来ニューロンの薬剤性痙攣誘発リスク評価にはパラメータ同定が必要不可欠である。本研究は、薬剤投与による同期バースト発火の周波数成分の特性抽出を目的とした。4-AP, PTZ による痙攣発火時の電気活動波形にウェーブレット変換を用いて周波数成分の特性を検出した。4-AP 投与時はバースト前半に、PTZ 投与時はバースト中盤に強いβ波成分、γ波成分が観察された。
特性検出により、ヒト脳波との比較検証が可能となると共に、薬剤性痙攣誘発を予測可能とするパラメータとしての有効性が示唆された。

2D2-7

ヒト iPSC 由来中枢神経ネットワークを用いたマルチ機能薬効評価系の構築○鈴木 郁郎 1）、松田 直毅 1）、小田原 あおい 1）2）、家村 千賀子 1）1 ）東北工業大学 大学院工学研究科、2 ）東北大学材料科学高等研究所

我々は、平面微小電極アレイチップを用いて活動電位を指標としたヒト iPSC 由来中枢神経ネットワークの薬効評価系を構築してきた。同一チップで、シナプス機能も計測できれば、作用機序の同定や薬効評価精度の向上、評価できる薬剤種の増加等につながる。本研究では、神経伝達物質の放出量もセンシングできるカーボ
ンナノチューブ平面微小電極アレイを開発した。ヒト iPS 細胞由来ニューロンを用いて、覚醒剤投与による神経伝達物質の放出量変化の検出に成功し、活動電位変化では見られない薬効評価系としての有効性を示した。

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2E1
2E1-1

9 月 16 日

9：00 〜 11：00

E 会場（ 128 ）司会：川澄 正史（ 東京電機大学 ）インタフェース

重度運動機能障害者のための適応的ジェスチャインタフェースに関する研究―第2報―○中山 剛 1）、伊藤 和幸 1）、依田 育士 2）1 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所、2 ）国立研究開発法人 産業技術総合研究所 人間情報研究部門

脳性まひや頸髄損傷者、進行性筋疾患・神経疾患などの重度運動機能障害者に対して、簡易なジェスチャにより情報機器を操作可能にするインタフェースを研究している。これまでに 40 余名の重度運動機能障害者の159 の身体部位のジェスチャを計測し、頭部動作、舌の出し入れ、指の動き、両足の動き、膝の開閉、肩の動きを認識する 6 つの認識エンジンの基本開発を行った。本報告では、主に神経原性の筋萎縮症患者によるジェスチャインタフェースに関する基礎的な評価を行ったので報告する。

2E1-2

多系統萎縮症に対する操作スイッチ評価機器の試作○河合 俊宏埼玉県総合リハビリテーションセンター

多系統萎縮症は、線条体黒質変性症、オリーブ橋小脳萎縮症、シャイ・ドレーガー症候群の総称である難病である。錐体外路症状、運動失調、自律神経障害と、いずれも在宅生活を送るには課題となるため、自発的なコミュニケーション機能が一旦失われると、機器的な支援が有効とされる例をみることは極めて少ない。昨年
振戦の激しい対象向けに、操作スイッチだけでなく、振動を抑える刺激装置を含めたシステムの試作を紹介した。今回評価用の計測装置を試作したので、報告する。

2E1-3

ジョイスティックで運転する自動車の開発と実用化○和田 正義東京農工大学 工学府 機械システム工学専攻

重度障害者自身による自動車の運転を可能にするジョイスティックで運転する自動車の開発と実用化までの過程について述べる。本開発はユーザのニーズを詳細に把握した福祉車両の架装メーカと、電動モータのコン
ピュータ制御を専門とする大学のメカトロニクス研究室がそれぞれの知識、技能、経験を持ち寄り産学連携研究を行い、ユーザへの商品提供を第一の目標として開発を行った。自動車のペダル・ハンドルをジョイス
ティックの指令により電動モータで駆動するシステムを構築し実用化に成功した。

2E1-4

スマートフォンで動作する触覚を用いたテーブルゲームシステムの試作○河内 了輔 1）、前田 義信 2）、新川 拓也 3）1 ）新潟医療福祉大学 医療技術学部 視機能科学科、2 ）新潟大学 工学部、3 ）大阪電気通信大学 医療福祉工学部 医療福祉工学科

本研究では、視覚障害者と晴眼者が対等な条件で遊戯可能な環境を構築するために、立体図形を刻印したコ
マ群を利用するテーブルゲームシステムを試作した。プレーヤはコマの底面にある立体図形を指で触り、その種類を判別することができる。また、立体図形の隣には QR コードが印刷されており、これを専用のアプリがインストールされたスマートフォンのカメラで撮影すると、音声でコマの種類を他のプレーヤに伝えることができる。本システムを用いてアメリカンページワンを模したゲームを試遊した結果、ゲームが成立することを確認した。

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2E1-5

回想療法を考慮したペットロボットの研究○京島 建多 1）、中里 裕一 2）1 ）日本工業大学院 機械システム工学専攻 中里研究室、2 ）日本工業大学

本研究では、認知症患者を対象としたペットロボットの研究を行っている。ペットロボットの問題点である「対象者の飽き」を解決するため、ペットロボットにアニマルセラピーの効果だけでなく回想法の効果が見込
まれるような工夫を行う。そのため、子育ての記憶を思い出してもらうために、赤ん坊の代用になるロボットを開発する。ただし、ヒトの乳幼児の外観をそのまま模倣する事は避け、赤ん坊のように頭が大きく胴や脚が短いクマのぬいぐるみの外観を採用、子供のようなしぐさを行なう、ペットロボットを作製した。

2E1-6

ロボットセラピーにおける姿勢評価を用いた評価アプリケーションの開発○近藤 智子
芝浦工業大学 理工学研究科 システム理工学専攻

認知症における周辺症状に対する薬の使用を減らすため、薬に頼らない治療（非薬物療法）が併用されている。
その一つにロボットセラピーがあり、メンタルコミットロボット「パロ」が使用される。本研究では、それに対する主観的評価と定量的評価を同時に行え、現場での容易な評価を可能にし、より良いケアの提供に貢献す
る評価アプリケーション（以下、アプリ）を開発する。アプリでは、定量的評価として姿勢による解析を行う。
本報告では、セラピーの効果に対する姿勢解析評価の妥当性を検証したのでその結果について報告する。

2E1-7

半側空間無視の物体中心無視に対する 3 D-VR 型 cueing システムの開発○萩原 晨功 1）、安田 和弘 2）、室井 大佑 3）、大平 雅弘 4）、齋地 健太 1）、岩田 浩康 1）1 ）早稲田大学大学院 創造理工学研究科 総合機械工学専攻、2 ）早稲田大学 理工学術院 総合研究所、
3 ）医療法人鉄蕉会 亀田リハビリテーション病院、4 ）医療法人社団三喜会 横浜新緑総合病院

脳卒中後の半側空間無視では、身体を中心とした身体中心（egocentric）無視、注視した対象物の片側を無視する物体中心（allocentric）無視が存在する。物体中心無視に対する介入で十分な根拠を持つものは無いが、紙面上で無視空間に合図を呈示することで症状が改善したとする実験的検討が存在する。しかし、実生活場面に類する 3 次元空間においての作用は、その重要性に反して明確ではない。そこで本研究では、仮想空間内に視覚刺激を呈示、刺激に対して Cueing を付与するシステムを構築し、物体中心無視への影響を検証したので
報告する。

2E1-8

運動支援プログラムにおける壁面ディスプレイ利用の効果○鈴木 真 1）、河村 剛光 2）、青木 和浩 2）1 ）東京電機大学 システムデザイン工学部、2 ）順天堂大学 スポーツ健康科学部

ディスプレイ技術の進歩により、壁や天井、床など身の回りのどこにでも映像を表示可能な環境が整いつつある。そこで我々は、このような壁面ディスプレイが一般に普及した時に、それを利用した健康づくりのための運動支援プログラムの提供が有効と考えた。具体的には壁面ディスプレイに表示された仮想のオブジェクトと、プレイヤーが直接にインタラクションできるものを目指している。本報では実験的プログラムにより、通常サイズのディスプレイと、超短焦点プロジェクタで構築した壁面ディスプレイとで運動状態を比較する。

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3C2
3C2-1

9 月 17 日

10：45 〜 12：00

C 会場（ 126 ）司会：山本 紳一郎（ 芝浦工業大学 ）生活支援Ⅱ

作業療法士による 3 D プリンタを用いた自助具製作のための個別適合設計支援システムの開発○硯川 潤 1）、高本 健吾 1）、大井 めぐみ 2）、杉本 みゆき 2）、田中 匡 2）、水谷 とよ江 2）、森口 治奈 2）1 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所、2 ）国立障害者リハビリテーションセンター自立支援局

近年、3D プリンタの低価格化にともない、主に作業療法士（OT）が製作する自助具への応用が期待されている。しかし、設計の専門知識を持たない OT にとって、造形データを作成することは困難であり、導入の
大きな障壁となっていた。そこで本研究では、OT が自助具ユーザの形態測定や機能評価にもとづいて造形
データを調整する作業を支援するシステムの開発を試みた。数個の変数を入力することで基本形状を所望の形状に調整できるパラメトリック設計システムを試作したところ、実際の臨床現場にて活用でき、その有用性を確認できた。

3C2-2

聴覚障がい者のための音源方向推定装置の開発○神田 雄輝愛知工業大学大学院 工学研究科 機械工学専攻

今日、聴覚障がいを患っている人は少なくなく音による情報があれば回避できる事故を回避できないこともある。そこで、聴覚障がい者の支援のための音源方向推定装置を開発した。この装置は、メガネ型装置に取り付けられた二つのマイク部から音源情報を入手し振動モータや携帯端末によって危険を伝える装置である。パ
トカーや救急車のサイレンのような高音域の音源を対象とし音源方向推定を雑音下や移動する音源に対し精度の向上を目的とした。実験では音源方向推定精度は± 30°の誤差の範囲内に抑えることができた。

3C2-3交流磁界を用いた経鼻栄養チューブ先端位置検出用コイルの開発○浅見 亮 1）、塚原 彰彦 2）、栗城 眞也 3）、内川 義則 1）1 ）東京電機大学大学院 理工学研究科、2 ）東京電機大学 理工学部 理工学科、3 ）東京電機大学 情報環境学部

現在、嚥下機能が低下した患者に対して経鼻栄養チューブを用いた栄養補給が行われている。栄養補給を効率良く行う為には生体内のチューブ先端が胃内にあるかどうかを正確に確認する必要がある。我々は交流磁界によってチューブ先端に取り付けた磁性体を磁化し、体外に発生する磁界を検出してチューブ先端位置を推定するための装置の開発を行っている。本研究では、磁界検出コイルの設計と試作を行い、磁界検出特性を検討したので報告する。

3C2-4

臨床現場で測定可能な身体機能項目による上肢防御動作評価法の提案○長尾 朋紀東京大学大学院 新領域創成科学研究科 人間環境学専攻

車椅子からの転倒は、高齢者施設や病院、在宅などの臨床現場で頻繁に発生している事象である。そのため、機器による転倒予防策が数多く提案されてきたが、それらの導入においては、転倒の起こりやすさや、転倒時防御動作の能否などを感覚的に判断されているのが現状である。そこで、本研究では上肢による防御動作の能否判断と転倒時の受傷被害の程度予測を、身体機能項目である姿勢反射反応時間・挙上速度・上肢筋力とマルチボディモデルシミュレーションによりおこなう評価手法の提案を行った。

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3C2-5

情報支援ロボットシステムの家庭環境における効果検証○齋藤 大輔 1）、西浦 裕子 1）、大中 慎一 2）、渡部 幸一 3）、森村 泰之 3）、児島 宏明 4）、佐土原 健 4）、
濱田 浩美 5）、二瓶 美里 6）、井上 剛伸 1）1 ）国立障害者リハビリテーションセンター研究所、2 ）日本電気株式会社、3 ）株式会社生活科学運営、4 ）産業技術総合研究所、
5 ）フランスベッド株式会社、6 ）東京大学

本研究では、ロボットを用いて遠隔で生活に必要な情報を提供する生活支援システムを開発した。このシステムについて、自立型高齢者施設に入居する高齢者 5 名と在宅の独居高齢者 1 名を対象として、効果検証を実施した。通常の生活とロボットが介入した生活について、4 週間の前後比較を行った。エンドポイントとしては、被験者ごとに設定した検証項目の達成率により評価した。その結果、ロボットを使用した場合の行動達成率の向上が見られた。このことから、本研究で提案するシステムの有効性が示唆された。

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3D1
3D1-1

9 月 17 日

9：30 〜 11：15

D 会場（ 127 ）司会：齊藤 浩一（ 東京工業高等専門学校 ）心血管系

体調急変推定に向けた心臓血管系モデルの構築○角谷 健斗、金子 成彦
東京大学大学院 工学系研究科 機械工学専攻

近年、ドライバーの体調急変に起因する交通事故が大きな社会問題になっている。その対策として、運転中に採取される生体信号を用いたドライバーモニタリングにより体調急変の発生を推定し事故を未然に防ぐことが必要である。しかし、推定手法の構築に際して、教師データとして用いるべき体調急変時の生体信号のデー
タ点数が少ないという問題点がある。そこで本研究では、体調急変時の生体信号を計算により取得することに着眼点を置き、人間の心臓系と血管系を連成させた数理モデルの構築を行う。

3D1-2

加速度脈波を用いた体組成計上での脈波伝播速度測定に関する研究○高橋 翔
筑波大学大学院 システム情報工学研究科 知能機能システム専攻

動脈硬化の指標の 1 つである脈波伝播速度を、すでに広く普及している体組成計を利用して自宅や職場で簡便に計測するための計測デバイスを開発している。本研究では脈波伝播速度を心電図の R 波と脈波の立ち上がり点から算出しており、その導出方法を検討した。加速度脈波の a 波、b 波を用いて脈波の立ち上がり点を同定し、それぞれの脈波伝播速度を算出し比較した。血圧上昇タスクを行い、脈波伝播速度と血圧の相関関係を用いて評価した。加速度脈波の a 波を用いて算出した脈波伝播速度と血圧の相関の方が b 波よりも強い相関がみられた。

3D1-3

光電脈波計測における LED-PD 間隔と体動アーチファクトの関係○大田 将平
筑波大学大学院 システム情報工学研究科

日常生活や運動時において健康状態のモニタリングを行うことは重要である。光電脈波計測により脈拍数など多くの生体情報を得ることができる。しかし、光電脈波は体の動きによりノイズが重畳するため、日常生活や運動時に適用するには体動アーチファクトの影響を軽減する必要がある。
本研究では、光源波長および LED-PD 間隔に着目し、加振器による外乱刺激を与えた際の体動アーチファ
クトの重畳を比較した。SNR や脈拍数検出の誤差率を評価した結果、光源波長ごとに体動アーチファクトの影響が最小となる LED-PD 間隔が異なることが示された。

3D1-4

理学療法士による施術が自律神経に及ぼす効果（短時間心拍変動周波数分析による評価の試み ）○竹市 博臣 1）、山口 剛 2）、舛本 現 1）、野田 茂穂 1）、姫野 龍太郎 3）
1 ）理化学研究所 情報基盤センター 計算工学応用開発ユニット、2 ）自由が丘整形外科、3 ）理化学研究所 情報基盤センター

本研究は、理学療法士による施術が自律神経に及ぼす効果を、短時間心拍変動周波数分析によって評価する試みである。整形外科通院患者（患者群）12 名および健常群 18 名を測定対象とした。患者群および健常群 1（ 12名）は、30 ～ 40 分間の施術の前後に、心拍測定を座位・閉眼安静状態で行った。健常群 2（ 6 名）は、施術を受
けず 10 回連続測定した。施術を受けた群でのみ、施術の前後で有意な平均心拍数の減少が認められ、多重線
形回帰の結果、これが副交感神経の影響を示す平均 HF 成分に関連することが示唆された。施術の新たな可能性が開かれる。

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3D1-5

カフの自動的な着脱動作を可能とした血圧計のための上腕に倣う
極軽量ソフトアクチュエータの開発○東 健太
滋賀県立大学

一般的な家庭用自動血圧計は測定時にカフによる腕の締め付け動作を行う必要があり、この動作が特に高齢者や肩部に疾患を持つ人、大きな上腕を有する人にとって困難となる場合がある。日常的かつ持続的に血圧管理を行うには、煩わしい動作を排除した、簡便に測定が可能な血圧計が必要と考える。
これまでに開発した能動的な血圧測定システムを用いた基礎実験より得られた結果から圧迫力不足を解決するための倣い動作の改善に着目する。本研究では、上腕に倣うための構造を有する新たなアクチュエータの構
造と基礎実験について述べる。

3D1-6

心拍数変動環境下における椅子型心拍モニタリングシステム開発に関する研究○飛田 和邦筑波大学大学院 システム情報工学研究科

心疾患による死亡率は、がんに次いで日本国民の死因第二位を占めている。心拍を日常的に把握することは、心疾患の早期発見につながると考えられている。心拍計測の際、計測器具装着などの自発的・積極的行為を伴う場合、その緊張から心拍数の上昇等が発生する可能性がある。本研究では、心音図・心弾図を用いた無意識
な椅子型心拍モニタリングシステムの開発に向け、被験者に無呼吸・運動タスクを実施し心拍数を変動させ、胸部心電図との比較を行った。その結果、5% 以内の誤差率で心拍数の計測が可能であることが示された。

3D1-7

可変構造の容量性電極を用いた心電図計測の提案○鈴木 修平
法政大学 理工学部 電気電子工学科

厚労省の報告による三大死因は癌、心疾患、脳血管疾患であるが、この中で心疾患は心電図計測によって検出できる。一方、Apple watch 等のウェアラブル機器による生体計測が流行しており、疾患の早期発見や常時見守りを可能とする日常計測への期待が高まっている。日常生活で心電図計測を行う場合には、肌への電極の取り付けを避けるために非接触計測方法である容量性電極を用いた心電図測定が考案されているが、私達はこれをベースとしつつ容量性電極の構造を可変とする事で、新たに姿勢推定なども可能な心電図計測を提案する。

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3E1
3E1-1

9 月 17 日

9：30 〜 11：30

E 会場（ 128 ）司会：本間 敬子（ 産業技術総合研究所 ）動作計測

AE 信号処理を用いた膝関節の異常検出に関する研究○カーン タウヒドゥルイスラム、楠本 将人
佐賀大学 工学系研究科 先端融合工学専攻

膝関節は、人間の体の中でもっとも複雑かつ最大の関節である。この関節の病気の一例に、変形性膝関節症がある。この病気の検査方法は、現在 X 線や MRI などを用いることが一般的である。しかし、外部から大きなエネルギーを与える必要があること、検査機器が大きくなること、導入コストが高くなることが欠点として考えられる。そこで AE 手法を用いた膝関節の動的検査が可能な装置を考案し、実際に得られたパラメータを用いて膝関節の状態を評価することと、膝関節内部に損傷がある場合に正しい損傷位置の推定が可能であるか検証する。

3E1-2

視線検出デバイスを用いたマルチコプタの操作システムの簡素化と操作性の検討○安達 佳仁 1）、甲斐 義弘 2）1 ）東海大学大学院 工学研究科 機械工学専攻、2 ）東海大学 工学部 機械工学科

近年、日本では高齢化が進み、加齢に伴う怪我や病気などで歩行が困難な人の増加が予想される。このような人は買い物や隣家訪問のために外出することが困難であり、車いすで外出する場合も事故の危険が伴う。
本研究ではこのような問題を人の代わりにマルチコプタを用いて解決するために、マルチコプタに搭載されたカメラの映像を見ながら眼球運動で操作を行う、視線検出デバイスを用いた操作システムを提案している。
これまでの操作方法は複雑で操作が困難であったため、本報告では操作方法を簡素化し、従来との比較と操作性の検討を行う。

3E1-3

住居における床振動情報を用いた日常生活動作時の居住者の歩数抽出及び部屋特定アルゴリズムの開発○佐々木 美緒 1）、Tripette Julien2）、才脇 直樹 3）、元岡 展久 2）、太田 裕冶 2）1 ）お茶の水女子大学大学院 人間文化創成研究科 生活工学共同専攻 人間工学研究室、2 ）お茶の水女子大学、3 ）奈良女子大学

現在最も身近な健康管理を行う機器として歩数計が広く使用されており、最近ではスマートフォンのアプリやウェアラブルデバイスに歩数計の機能が備えられたものが開発されている。これらは身体に侵襲であるため、本研究では住居内において非侵襲で生活者の歩行情報を把握・管理することのできるシステムの開発を目的とした。部屋特定及び歩数計測アルゴリズムを開発・改良し、日常生活動作時でも有効であるか検証した。実験より生活者の部屋特定及び、身体に侵襲な機器よりも精度の高い歩数計測アルゴリズムの開発に成功した。

3E1-4

腹部膨隆により伸張された腹直筋を考慮した妊婦版筋骨格モデルの構築○森野 佐芳梨 1）、高橋 正樹 2）1 ）慶應義塾大学大学院 理工学研究科 開放環境科学専攻、2 ）慶應義塾大学 理工学部 システムデザイン工学科

妊娠中の不定愁訴である腰背部痛改善のために、筋活動を考慮した動作解析が望まれている。具体的には、
妊娠中の体型変化に伴う身体動作様式の変更により、腰背部への筋負荷が大きくなることが考えられるが、母体への負荷を考慮すると妊婦の動作中の筋活動計測は現実的ではない。そこで本研究では、胎児成長に伴う腹部膨隆による腹直筋の伸張と、体重心の下方移動を考慮した妊婦版筋骨格モデルを構築することにより、動作中の筋活動の推定を目指した。さらに、妊婦を対象とした動作実験を行い、構築した筋骨格モデルの妥当性を検証した。

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3E1-5

アキレス腱張力計測デバイスの開発と計測方法の検討○川上 拓真、飯村 仁一、滝口 理一、萩原 杜子、山本 紳一郎
芝浦工業大学 大学院理工学研究科 システム理工学専攻

不完全脊髄損傷者の歩行機能の回復には、下肢抗重力筋への荷重を主とした免荷して行う歩行訓練を行うことが有効であると V. Dietz ら（2004）によって示されている。アキレス腱張力情報を知ることで下肢抗重力筋への荷重を推定することができると考え、演者らはアキレス腱張力計測デバイスの開発を目指している。従来のアキレス腱張力の計測方法では、動的状況下での計測が困難であり、歩行時に計測する手法について検討した。今回は、アキレス腱の横ひずみを計測するデバイスを用いて、アキレス腱張力の間接的に推定する方法について報告する。

3E1-6

Leap Motion を用いた SIAS の上肢遠位テストの評価― システム設計の試み ―○大西 智也 1）、田中 雅博 2）1 ）甲南大学大学院 自然科学研究科 知能情報学専攻 博士後期課程、2 ）甲南大学 知能情報学部

脳卒中によって片麻痺を呈した場合、上・下肢や体幹の運動麻痺による身体機能不全を生じることが多い。
そのような状態の運動機能を評価する方法として SIAS が用いられる。評価の判定は、検者の目視によって判定できるように基準が設けられている。ところが、検者間でその判定が異なることがある。
我々は、SIAS で行う身体機能評価の運動について、深度センサを用いて計測し、自動的に判定するシステ
ムの開発を進めている。今回は、Leap Motion を用いて手指機能の評価を自動化するシステムを試作したので報告する。

3E1-7

BJAS により計測した膝関節屈伸信号の定量化○長尾 光雄 1）、菊地 達彦 2）、キム ヨンホ 3）、見坐地 一人 4）1 ）日本大学 工学部 機械工学科、2 ）日本大学大学院 工学研究科 機械工学専攻、3 ）延世大学 健康科学部 バイオメディカルエンジニアリング、4 ）日本大学 生産工学部 数理情報工学科【 目的 】膝 OA 等はロコモや要支援のリスクが高く、QOL の低下も早めている。これらを早期に診断したい。
そこで、センサ BJAS により計測した屈伸時の発信強度を定量評価する数値化について検討した。
【 方法 】自動と荷重屈伸時の信号強度の数値化には、しきい値を設定し、これを超えた信号数で表した。しきい値は、休止時の信号強度を統計処理して与えた。
【 成績 】しきい値を健常膝関節等の自動と荷重に適用したところ、信号強度の数値化はできた。
【 結論 】提案したしきい値の設定方法も客観的な信号数値化の方法と考える。

3E1-8

母指によるスマートフォン操作特性に関する研究― 基礎動作解析からの検討 ―○栗原 修平 1）2）、三田 隆広 2）、小山 裕徳 1）、川澄 正史 1）
1 ）東京電機大学大学院 未来科学研究科 情報メディア学専攻、2 ）東京電機大学大学院 先端科学技術研究科 情報通信メディア工学専攻

スマートフォン利用者は約 50% が片手母指操作をしているという報告がある。片手母指操作は負荷が母指に偏るため、腱鞘炎などの障害リスクが高いと考えられる。母指障害は把持動作のような日常動作に支障をきたすため、母指負荷の検討が必要である。母指負荷の検討をするために基礎的な要件として、スマートフォン
操作の特性を検討する必要があると考えられるが、そのような研究はまだ少ない。そこで本研究では母指ス
マートフォン操作時の操作速度などの基礎動作データを収集し、その解析から操作特性を明らかにすることを目的とした。
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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Clinical Application of Implantable Brain Machine Interfaces
Masayuki Hirata1,2,3, Seiji Kameda1,2,3, Jason Palmer1, Hiroaki Hashimoto1,2, Takafumi Suzuki3,
Hiroshi Ando4, Hiroshi Yokoi5, Yinlai Jiang5, Yasuharu Koile6, Yosuke Fujimoto1, Xin He1,2,
Noriaki Hattori1,4, Masafumi Mihara1,4, Takufumi Yanagisawa1,2, Hideki Mochizuki4,
Haruhiko Kishima2, Toshiki Yoshimine1
1 Endowed Research Department of Clinical Neuroengineering, Global Center for Medical
Engineering and Informatics, Osaka University, Suita, Osaka 565-0871, Japan
2 Department of Neurosurgery, Osaka University Medical School, Suita, Osaka 565-0871,
Japan
3 Center for Information and Neural Networks (CiNet), NICT, Suita, Osaka 565-0871, Japan
4 Department of Neurology, Osaka University Medical School, Suita, Osaka 565-0871, Japan
5 Department of Mechanical and Intelligent Systems Engineering, The University of ElectroCommunications, Chofu, Tokyo 182-8585, Japan
6 Precision and Intelligence Laboratory, Tokyo Institute of Technology, Yokohama, Kanagawa
226-8503, Japan
E-mail: mhirata@cne-osaka.org
Implantable brain machine interfaces (BMI) enable severely disabled people high-performancereal-time robot control and communication, utilizing high-quality intaracranial neural signals.
Electrocorticograms (ECoG) are useful for implantable BMIs because of not only their zerotime-lag property but their high spatiotemporal resolution with long term stability also[1]. Fully
implantable devices for ECoG recording offer long-term home-use with 24/7 supports. This
will help not only patients with restoring motor and communication control but also help theircaregivers with reducing burdens of caregiving day and night[2]. Magnetoencephalograms(MEG) have acceptable spatiotemporal resolution for BMIs. Although they are not applicable
to home-use, but its noninvasiveness is appropriate to preoperatively evaluate the indication ofdevice implantation. Until now, we established ECoG-based robot control and communication,and MEG-based neural decoding[3, 4]. High gamma activity was a good decoding feature for
ECoG-based decoding, but not for MEG-based decoding. Instead, amplitude of magnetic fields
was a good feature for MEG-based decoding mainly due to its inferior sensitivity to highgamma activity. Also, we are developing a 128-channel fully-implantable BMI device(WHERBS) for long-term home-use with 24/7 supports[5]. Clinical research to confirm safety
and efficacy of the implantable BMI will start early in the next year.

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Figure Implantable brain machine interface: WHERBS
Acknowledgements
This work was funded partly by a grant for “Development of BMI Technologies for ClinicalApplication” from the Strategic Research Program for Brain Sciences by AMED, a grant for“Research and development of technologies for high speed wireless communication frominside to outside of the body and large scale data analyses of brain information and theirapplication for BMI” from NICT, the ImPACT Program of the Council for Science, Technology
and Innovation from Cabinet Office, Government of Japan, and KAKENHI (26282165) grants
from the Japan Society for the Promotion of Science (JSPS)..
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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 70 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 71 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）寝たきり⾼齢者の快適な臥床環境と介護者の負担軽減を⽬指した⾃動体位変換クッションの開発-第 1 報⼤村優華 1）

⽇下部華苗 2）

1) ⼤阪⼤学⼤学院医学系研究科保健学専攻

松橋俊彦 3）

平⽥雅之 4）5）

2) 関⻄医科⼤学附属病院

4) ⼤阪⼤学国際医⼯情報センター臨床神経医⼯学

3) ⼤阪⼤学産学共創本部

5) ⼤阪⼤学⼤学院医学系研究科脳神経外科学抄録：
寝たきり⾼齢者の褥瘡予防と介護負担軽減のため、⾃動体位変換機能が活⽤されている。しかし、介護者の⼤きな負担となっているものの⼀つにオムツ交換もある。そこで、⾃動体位変換機能に加えてオムツ交換機能を有するエアクッションを開発することとした。まず看護師が⾏う体位変換とオムツ交換の様⼦を動画撮影し、それに近い動きを再現できる構造について検討した。その結果、エアクッションを複数のモジュールに分割し独⽴に制御する機構（特許出願中）を考案し試作品を作成した。第 1 報では開発の経緯と試作品について報告する。
キーワード：⾃動体位変換、褥瘡予防

Ⅰ．背景
１．開発の経緯
１）開発のきっかけ
要介護現場の負担軽減と QOL 向上というテーマを実現するために、本学 EGDE プログラムとして 2016 年 9 ⽉、本学学⽣が近畿圏の公⽴病院（病床 768）の神経内科病棟と⽼⼈保健施設（⼊所 130、通所 40）にそれぞれ 10 名
ずつ 2 ⽇間訪問し、デザインシンキングを⾏い、その後も継続的なインタビューを重ねた。デザインシンキングとは、問題を深く観察し、ブレインストーミングによるアイデア発想、プロトタイプを繰り返す⼿法であり、世界的に注⽬されている問題解決⼿法である（佐藤, 2017）。

２）デザインシンキングの結果と導き出された仮説
多くの場⾯を共有したが、その中でも最も多く観察されたものが、体位変換の困難さや褥瘡に関連した場⾯であった。⼀例を紹介すると、｢褥瘡の処置だけではなく体位変換の際にも拘縮による痛みを伴うことがある｣、｢除圧機能を備えたマットを⼊れても褥瘡が起きることがある｣、｢体位変換中にナースコールが鳴るとすぐに対処できないことがある｣、｢夜勤では何⼈もの体位変換を⾏うので腰痛はほとんどすべての介護⼠は抱えている｣等であった。体位変
換は時間、⽅法等、きめ細かく管理されているが、その分、介護⼠・看護師負担が⼤きい現状がみえてきた。褥瘡予
防・管理ガイドライン（⽇本褥瘡学会, 2012）で最低 2 時間おきの体位変換が定められており必須のケアではあるが、⼈員不⾜の中で⾏われるため、安全性と⼿続きが優先されて快適さにまでは意識も⼿もまわっていないと推察された。
以上を踏まえ、導き出された仮説は、「ケアの受け⼿の⼼地よさを追求しつつ、ケアの提供者の負担軽減をはかる
体位変換装置の開発が求められている」ということであった。

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）２．仮説検証
１）インタビューによる検証
リーンスタートアップの考え⽅ (井⼝, 2015)をもとに、36 件のインタビューを段階的に⾏い検証した。36 件のインタビューの内訳は、看護師 19 名、企業 7 社、介護⼠ 4 名、患者 3 名、医師 2 名、理学療法⼠ 1 名であった。
インタビューガイドは、｢仕事の内容｣｢現状での体位変換の⽅法｣｢体位変換で困っていることとその理由、またその対処法｣｢開発をめざしている装置に対する感想｣｢機器の新規購⼊の際に重視すること｣であった（対象ごとに内容は少し変更した）。
インタビュー結果は、体位変換で困っていることとして｢体位変換で起きる｣｢体位変換を嫌がる対象者がいる｣｢腰痛がひどい｣、開発しようとしている装置に対しては｢体位変換のサポートだけをしてくれても結局オムツ交換をするからしんどいのは⼀緒｣｢⾃分の知らないところで患者のベッドが勝⼿に傾いていたりするのは困る。結局⾃分の⽬で⾒にいくと思う｣であった。また、病院経営者の医師からは｢ロボットを導⼊することを真剣に考えているくらい、介護⼠、看護師が確保できない｣｢使えるものであれば多少⾼額であっても⼈件費でカバーできる｣等がきかれた。

２）社会的要因による検証
⽇本における 65 歳以上の⾼齢者数は 3461 万（75 歳以上は 1697 万）であり（総務省, 2016）、要介護 5 の⾼齢者数は約 60 万⼈である（厚⽣労働省, 2016）。今後、2025 年にはさらにこれらの数は増加すると⾒られている。
医療・介護に係る⻑期推計（厚⽣労働省, 2011）では 2025 年には介護職 230 万⼈以上、看護職は 195 万⼈以上が必要とされているが、現時点では、それぞれ 140 万⼈、141 万⼈であり、⼈材確保はきびしい状況が考えられる。
また、⼈材確保以外にも社会的問題は多数挙げられ、これらは本装置により解決されうると予測された（表参照）。

表：本装置により期待される効果
現状の課題

期待される効果

国（厚⽣労働省）

医療費の⾼騰

○効果あり

褥瘡関連医療費の削減
⼈件費の削減経営者(介護福祉施設,
療養病院)

看護師・介護⼠の慢性的⼈員不⾜○効果あり

本装置導⼊により⼈員削減
⼈員削減により⼈件費削減
⼈員削減により求⼈費削減
本装置導⼊の宣伝効果による求⼈応募数増加

ケア提供者（看護師,介護⼠,家族）

腰痛・不眠・ストレス等、
看護・介護による負担○効果あり

体位変換、オムツ交換アシスト機能による負担軽減
ケア提供者者の睡眠確保

ケアの受け⼿（寝たきり⾼齢者等）

体位変換時の疼痛や睡眠中断○効果あり

本装置導⼊により減少

３）⾃動体位変換装置の先⾏研究による検証
⾃動体位変換ベッドは快適さを提供したり睡眠の質を向上したりするなどの効果が認められている(Melland,
Langemo, Hanson, Olson, & Hunter, 1999)。また、介護者の精神的介護負担を軽減することも明らかになっており（⼆村, 須釜, 真⽥, ⼤桑, 2006）、⾃動体位変換機能をもつエアマットレスはすでに製品化されている。

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2


LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ʀFƖŜŻėŜ
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ztWqnELIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Ⅳ．考察
今回の試作では、オムツ交換アシストのためにエアクッションのみで体が 60 度に傾くことを検証することができた。しかし実際には、下側の肩を巻き込んでしまうなど有害事象につながる問題点がみえてきた。今後は、モーショ
ンキャプチャや空気圧センサーなどを⽤いて肩の巻き込みが⽣じる⾓度の限界点算出が必要となる。また、怖さや圧迫感といった⼼地良さとは対極にある問題点に関してもエアクッションの形状を検討する等によって対応が必要である。
吸気・排気の機構に関しては、コンプレッサーの容量やパイプラインの内径の検討等の改良が必要である。動画データとインタビュー内容を総合して考えると、オムツ交換アシスト機能の効果を発揮するには、腰臀部のクッションの排気が 10 秒前後で終了する必要がある。

Ⅴ．結論
デザインシンキング⼿法を⽤いて、要介護現場の負担軽減と QOL 向上の実現に取り組んだ。その結果、｢ケアの受け⼿の⼼地よさを追求しつつ、ケアの提供者の負担軽減をはかる体位変換装置の開発が求められている｣という仮説を導き出した。次にリーンスタートアップ⼿法によりその仮説を検証した。そして、「パーツに分割されたエアクッションにより体位変換機能とオムツ交換アシスト機能を有する装置」の開発を⾏った。その装置の試作 1 作⽬では 2 つの機能の実現性可能性とともに多くの問題点が明らかになった。

Ⅵ．限界と今後の予定
試作 1 作⽬の今回は、体圧、ズレ、湿潤等のデータ収集はおこなっていない。今後、体位変換機能を有することを確認するために、これらのデータは必須である。それに加えて、寝⼼地スケール等の主観的評価も⾏っていく。
また、オムツ交換アシスト機能の効果を検証するために、ケア提供者の⾝体的負担を測定することも必要と考えられる。

謝辞
この研究は NICT 委託研究 課題番号：182「⼤容量体内-体外無線通信技術及び⼤規模脳情報解析技術の研究開発と BMI への応⽤」ならびに脳科学研究戦略推進プログラム「BMI を⽤いた運動・コミュニケーション機能の代替」、
グローバルアントレプレナー育成促進事業（ＥＤＧＥプログラム）の⽀援を受けている。

⽂献
エリック・リース著, 井⼝耕⼆訳. (2015). リーン・スタートアップ: ムダのない起業プロセスでイノベーションを⽣みだす. pp ⽇経 BP 社.
⼆村芽久美, 須釜淳⼦, 真⽥弘美, ⼤桑真由美. (2006). 縦エアセルマットレスにおける⾃動体位変換機能の評価―在宅療養⾼齢者における体圧分散と介護負担に対する効果―. ⽼年看護学 Vol.10 No.2
厚⽣労働省. (2011).

医療介護に係る⻑期推計 http://www.mhlw.go.jp/file/05-Shingikai-10801000-Iseikyoku-Soumuka/0000058297.pdf

厚⽣労働省. (2016). 介護保険事業状況報告 http://www.mhlw.go.jp/topics/kaigo/osirase/jigyo/m15/1502.htm
Melland, H. I., Langemo, D., Hanson, D., Olson, B., & Hunter, S. (1999). Clinical evaluation of an automated turning bed. Orthopedic Nursing.
Retrieved fromhttp://ovidsp.ovid.com/ovidweb.cgi?T=JS&PAGE=reference&D=med4&NEWS=N&AN=11052043

⽇本褥瘡学会. (2012). 褥瘡予防・管理ガイドライン

第３版

⽇本褥瘡学会誌

14（2）pp165〜226

佐藤千⾥. (2017). オープンイノベーションにおけるデザインシンキングの意義. 千葉商⼤論叢 54 巻２号 pp259-274. 千葉商科⼤学国府台学会
総務省. (2016). ⽇本の⾼齢者⼈⼝ http://www.stat.go.jp/data/topics/pdf/topics97.pdf― 75 ―
4

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）BMI 型環境制御装置「B-assist」の開発とそのユーザビリティ評価
Development and Usability Evaluation of B-assist: an Environmental Control System based on
Brain-Machine Interface Technologies.
○ 高野弘二（国リハ研）小松知章（国リハ研）神作憲司（国リハ研、電通大）
Kouji TAKANO, Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Tomoaki KOMATSU, Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Kenji KANSAKU, Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities; Brain Science
Inspired Life Support Research Center, The University of Electro-Communications

Abstract: The brain–machine interface (BMI) is an interface technology that utilizes neurophysiological signals from thebrain to control external machines. We have developed an environmental control system, named B-assist, which is based on
the BMI technologies. This paper introduces specification of the B-assist. The B-assist has been used for clinical testing inpatients with severe paresis, and we also performed usability evaluation from caregivers. The clinical testing has suggested
the effectiveness of the B-assist for patients with severe paresis.
Key Words: BMI, BCI, Environmental control system.
1. はじめに
近年、脳からの信号を計測し、その信号から使用者の意
図などの有用な情報を抽出し、利用する技術であるブレイン-マシン・インターフェイス（BMI）、ブレイン-コンピューター・インターフェイス（BCI）と呼ばれる技術の研究が進められている 1)。
脳からの信号を読み取る手法としては、脳波（EEG）、機
能的磁気共鳴画像法（fMRI）、脳磁図（MEG）等を使用す
る非侵襲的手法、硬膜下皮質表面電位（ECoG）等の侵襲的手法が用いられている。本発表では、国立障害者リハビリ
テーションセンター研究所にて実用化に向けた研究・開発が進められている、脳波で操作する BMI 型環境制御装置「B-assist」について紹介するとともに、そのユーザビリテ
ィの評価を行った結果について報告する。
2. 脳波を用いる BMI 手法
非侵襲的手法である脳波は、他の脳信号の計測手法と比較して、機器が小型・軽量かつ安価であり、実用化を目指
す BMI 機器の開発によく用いられてきた。BMI 型環境制御装置「B-assist」が、脳波を用いる BMI の手法の中で実装している P300-BMI と SSVEP-BMI について説明する。
2-1 P300-BMI
P300-BMI では、画面に表示されるアイコンをランダムな順序で点滅させる等の視覚刺激を提示する。そして、使用者が入力したいアイコンを注視することで、その対象となるアイコンが明滅する際に生じる脳活動を抽出する 2) 。
P300-BMI には刺激提示に視覚を用いるものだけでなく 3,4)、
聴覚を用いるもの 5)等があり、多数の選択肢から対象を選択する際に有用である。
我々のグループでは、視覚刺激を用いた P300-BMI につ
いて、従来用いられてきた灰色から白という輝度の変化に
青から緑という色変化を加えることで、精度向上と使用感の向上を達成した 4) 。また健常者以外にも脊髄損傷者がP300-BMI を実用的な精度で使用可能であること 6)、そして
視覚刺激の提示手法を工夫する（Fig. 1）ことで、ALS 患者7)、脊髄小脳変性症患者 8)でも P300-BMI を実用的な精度で使用可能であることを示した。

Fig. 1 P300-BMI の例
2-2 定常視覚誘発電位による BMI（SSVEP-BMI）
定常視覚誘発電位による BMI（SSVEP-BMI）は、一定の周期で明滅する視覚刺激を提示し、その視覚刺激を注視した際の脳活動を捉える BMI の手法である。P300-BMI が、多数の選択肢から一つを選ぶことに有用である反面、使用者が望むタイミングでの動作が困難であるのに対し、
SSVEP-BMI は使用者が望むタイミングでの動作をさせることができる。我々のグループでは、従来の研究では 715Hz 程度で提示されることが多かった視覚刺激を、30Hz
以上のより高周波の視覚刺激とした場合でも SSVEP-BMIが使用可能であることを示した。さらに、より高周波の刺激を使用することで、不快感を軽減できることも示した 9)。
3. BMI 型環境制御装置「B-assist」の開発
BMI 型環境制御装置「B-assist」は、国立障害者リハビリ
テーションセンター研究所で研究・開発が進められている装置であり、この P300-BMI と SSVEP-BMI が実装されている。現在は、実用化に向けて、さらなる機能の追加やユーザビリティの評価が行われている。
B-assist では、脳波での操作手法として実装されている
P300-BMI、SSVEP-BMI のモードを、画面の指示に従って選択する。その後、画面表示に従い進めることで、脳波電― 76 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）唆されており、今後もさらなる機器の改良を行うことで、より実用的な BMI 機器としていきたい。

謝辞
本研究の一部は，厚生労働省および AMED の障害者対策総合研究開発事業（BMI），文部科学省および AMED の脳科学研究戦略推進プログラム（BMI），JSPS の科学研究費補助金（#15H03126, #16K13113）による補助を受けている．
Fig. 2 BMI 型環境制御装置「B-assist」
極の設置とその抵抗値の確認、キャリブレーションを行う
ことができる（Fig. 2）。こうして、ワープロや赤外線リモ
コンによる家電の操作等を可能とするシステムである。
4「B-assist」のユーザビリティ評価
B-assist には、H27 年型機（旧型）と、H28 年型機（新型）とがある。この 新旧の B-assist について、患者が機器を使用する際に、機器や脳波電極の設置および操作を行うことが想定される患者家族等の介助者を対象として、ユーザビ
リティの評価を行った。ユーザビリティの評価には、福祉用具満足度調査(QUEST)の第 2 版の日本語版および System
Usability Scale(SUS)の日本語版を使用した。これまで、6 名の患者にてユーザビリティ評価を行った。このうち 3 名は新旧の両機器を用い、1 名は旧型機のみ、2 名は新型機のみを用いた。
4-1 QUEST による評価
QUEST は 1996 年に Louise らによって開発された福祉用具の評価手法である 12)。2002 年に第 2 版が作成され 13)、2008 年に日本語版が出版されている 14)。福祉用具自体への評価が 9 問、福祉用具に伴うサービスに関して 3 問の計 12問で構成され、1 から 5 の評価(数字が高いほど高評価)と自由記述による回答が可能となっている。また、評価対象に合わせて設問数を変更することが認められており「B-assist」の評価では、6 つの設問を使用して評価を行った。
その結果、旧型の被験者平均は 20.25、新型の被験者平均は 23.8 であった。項目あたりの平均では、旧型で 3.38、新型で 3.97 であった。QUEST における評価は 3 で「やや満足している」、4 で「満足している」、となっており、新型では、ほぼ満足しているとの結果が得られてきている。
また、自由記述においては、脳波計測のための電極設置に関するコメントが複数見られ、今後の「B-assist」改良に関して意見を得ることができた。
4-2 SUS による評価
SUS は 1996 年に開発された尺度であり、その簡便性から多数の調査や論文で使用されている 10)。
今回の評価では、旧型の被験者平均スコアは 53.1、新型の被験者平均スコアは 69 であった。先行研究において、SUS スコアを 4 段階に分けた場合、その評価と SUS の点数
は以下のようになっている(「好ましい(70-100)」、「どちらかといえば好ましい(61-70)」、「どちらかといえば好ましくない(50-61)」、「好ましくない(0-50)」)11)。新型では、ほぼ好ましいとの評価が得られてきている。
5 まとめ
本稿では、BMI 型環境制御装置「B-assist」を紹介するとともに、現在進めているユーザビリティ評価の結果についても紹介した。改良に伴い評価の向上が見られることが示

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(10) Brooke, J. SUS-A quick and dirty usability scale.
Usability evaluation in industry 189, 4-7, 1996.
(11) Bangor, A., Kortum, P. & Miller, J. Determining what
individual SUS scores mean: Adding an adjective rating
scale. Journal of usability studies 4, 114-123, 2009.
(12) Demers, L., Weiss-Lambrou, R. & Ska, B. Developmentof the Quebec user evaluation of satisfaction with assistive
technology (QUEST). Assistive Technology 8, 3-13, 1996.
(13) Demers, L., Weiss-Lambrou, R. & Ska, B. The Quebec
User Evaluation of Satisfaction with Assistive Technology(QUEST 2.0): an overview and recent progress.
Technology and Disability 14, 101-105, 2002.
(14) Demers, L., Weiss-Lambrou, R. & Ska, B. QUEST 福祉
用具満足度評価 第 2 版─福祉用具の効果測定─, (大学教育出版, 岡山, 2008).

― 77 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）上肢アシストスーツに対する脳波筋電ハイブリッド制御
Hybrid Control of BMI-based Exoskeletons for Upper Extremities using EEG and EMG Signals○

川瀬利弘（国リハ研，東工大）  小池康晴（東工大）  神作憲司（国リハ研，電通大）
Toshihiro KAWASE, Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities;
Biointerfaces Unit, Institute of Innovative Research, Tokyo Institute of Technology
Yasuharu KOIKE, Biointerfaces Unit, Institute of Innovative Research, Tokyo Institute of Technology
Kenji KANSAKU, Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities;
Brain Science Inspired Life Support Research Center, The University of Electro-Communications

Abstract: The brain-machine interface (BMI) or brain-computer interface (BCI) is an interface technology that utilizes

neurophysiological signals from the brain to control external machines or computers. We have developed a BMI -based occupational
therapy-assist suit (BOTAS) for paralyzed upper extremities, and also a BMI-based exoskeleton for neurorehabilitation and daily actions(BRENDA) with a hybrid control method using electroencephalography (EEG) and electromyography (EMG) signals. The exoskeletonswith the hyrid control were used for both able-bodied participants and patients with cervical spinal cord injury and stroke, and theysuccessfully operated them. A clinical testing with a hemiparetic stroke patient suggested an effectiveness of the BRENDA for
restoration of muscle activities. The exoskeletons may be useful for support of daily actions based on the users’ intention, and also forpractical rehabilitation.

Key Words: BCI, BMI, EMG, Exoskeleton

1. はじめに
近年，ブレイン・マシン・インタフェース（Brain-MachineInterface, BMI）あるいはブレイン・コンピュータ・インタ
フェース（Brain-Computer Interface, BCI）を利用し，脳卒
中や脊髄損傷等の患者の四肢を本人の意図に合わせて操作するデバイス（BMI 型アシストスーツ）が開発されている(1-3)．これらのデバイスは，日常生活動作を補助するほか，患者が行おうとする運動の結果が視覚や体性感覚を通して患者の脳に伝わることで，運動機能の回復が促進されるという期待が持たれている (4)．
我々はこれまで，作業療法様動作をアシストする BMI型 上 肢 ア シ ス ト ス ー ツ BOTAS (BMI-based Occupational
Therapy Assist Suit) を 開 発 し ， 定 常 視 覚 誘 発 電 位（Steady-State Visual Evoked Potential, SSVEP）等の脳波や，表面筋電位による操作を可能としてきた (2, 5)．さらに我々は，
この脳波・表面筋電位ハイブリッド制御手法を組み込んだ，
日常生活での使用を目指した軽量な BMI 型上肢アシスト
ス ー ツ BRENDA (BMI-based Robotic Exoskeleton for
Neurorehabilitation and Daily Actions)の開発を行っている (3)．
本発表では，これらで用いた脳波・筋電ハイブリッド制御
手法，及び健常者と頚髄損傷患者・脳卒中患者における評
価結果について報告する．
2. BMI 型作業療法様動作アシストスーツ BOTAS
2.1 脳波によるアシスト制御
 BOTAS は上肢の合目的的動作の補助を行うものとして開発された BMI 型アシストスーツで，片腕あたり 6 個（肩1 個＋肘 1 個＋手関節 1 個＋手指 3 個）の制御可能な自由度を持つ（Fig. 1）．脳波による操作として，これまでに P300による動作の選択，感覚運動リズムおよび SSVEP による動作の再生を可能としている．
 SSVEP による操作では，1 チャンネルの脳波により，装着者が点滅する LED を注視することで任意のタイミング
で動作を開始できる非同期制御を可能とした (2)．検証実験
では，健常者および 3 名の頚髄損傷患者が，SSVEP による操作でボールを皿に入れる動作に成功した．また健常者においては，人が知覚できない高周波（約 60Hz）の点滅刺激

Fig. 1

System overview of a BMI-based Occupational
Therapy Assist Suit (BOTAS).

を使った操作も実現しており，使用後の目の疲労をより少なくさせることにも成功した (6)．
2.2 表面筋電位によるアシスト制御
 脳波による BOTAS の制御では，実行できる動作はあらかじめ登録されたものに限定されていた．我々は BOTAS
をよりリアルタイムに制御するため，BOTAS の脳波と表面筋電位によるハイブリッド制御手法を開発した (5)．この方式では，筋活動が十分に残存していない関節に対しては脳波による従来の制御を行い，筋活動が残存している関節に
対しては表面筋電位による関節角度制御を行う．
この表面筋電位による制御では，筋骨格系のモデルを用いて表面筋電位から関節角度を推定し，BOTAS の関節を推定された関節角度に追従させる．この方式では，筋骨格モ
デルの数式による表現を用いて筋活動と平衡位置（外力が加わらないときの関節角度）の関係を導出し，表面筋電位からこの角度を推定することを可能とした．
健常者を対象とした実験では，合計 8 チャンネルの表面
筋電位電極を用い，把持・到達運動における肘・手関節・
示指 MP 関節の 3 自由度の角度を推定できること，BOTASの肘関節を推定された角度により制御できることが示された．さらに 2 名の頚髄損傷患者においても，筋活動が残存― 78 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）している関節の角度を推定することに成功し，1 名においては肘動作のアシストを行うことができた．
3. 日常生活動作補助のためのアシストスーツ BRENDA
3.1 脳波・筋電によるハイブリッド制御
 BRENDA は，脳波と表面筋電位を用いて上肢麻痺患者のアシストを行う，日常生活での使用を目指したより軽量な上肢アシストスーツとして開発されている (3)（Fig. 2）．これまでに肘および手指のアシストを可能とする type I（Fig.
2(a)）と，肘および手関節のアシストを可能とする type II（Fig. 2(b)）を開発してきた．BOTAS ではモータや制御用
コンピュータ，生体信号用アンプ等はアシストスーツから離れた箇所にあったのに対し，BRENDA ではモータを装置に内蔵し，その他のモジュールも装着者の身体（腰もしくは背中）に取り付け可能となっている．
 アシストは，1 チャンネルの脳波，アームスリーブの電極から計測された 4 チャンネルの表面筋電位により行われる．脳波によるアシストでは，BRENDA 前腕部に取り付けられた LED を装着者が注視した際に生じる SSVEP をトリガーとして手指の開閉，手関節の屈曲などが行われる．表面筋電位によるアシストでは，計測された信号の振幅に応じて BRENDA の手関節や肘の平衡位置が変更され，その位置へ向かうアシスト力が発揮される．
BOTAS で行われた，関節ごとに脳波もしくは表面筋電位のどちらを使うかを設定する方式のほか，一つの関節に対し脳波と表面筋電位の両方を用いる方式も使用することができる．一つの関節に対し脳波と表面筋電位の両方を用いる場合には，脳波によるアシスト力と表面筋電位によるア
シスト力の比率を変更することで，患者に残存する筋活動の程度に応じて，より随意的な動作が可能になるようなア
シストを行うことができる．
3.2 脳卒中患者への適用
脳波・筋電ハイブリッド制御手法を組み込んだ BRENDA
が健常者で使用可能であることを確かめた後，上肢に麻痺がある脳卒中患者 1 名を対象に BRENDA type II の 3 週間・
週 2 回の試用を実施した (7)．試用においては，肘に対しては表面筋電位によるアシストが，手関節に対しては脳波と表面筋電位の両方を使用するアシストが行われた．さらに
手関節のアシストに関しては，試用期間中に，脳波によるアシスト力に対する表面筋電位によるアシスト力の比率を徐々に上げていき，最終週では表面筋電位によるアシストが主に働くようにした．
試用期間中，この患者は，BRENDA type II の肘・手関節を正しく操作することができた．この 3 週間の試用の前後で手関節動作に関する表面筋電位を比較したところ，試用期間後には試用期間前よりも単関節運動時の主動筋の活動が上昇，拮抗筋の活動が減少している傾向が見られた．この結果は，BRENDA 試用に伴い脳卒中患者の筋活動が運動に適した活動に変化した可能性を示している．
4. おわりに
我々は，脊髄損傷患者や脳卒中患者など，麻痺を伴う患者・障害者を対象とした脳波と表面筋電位による上肢アシ
ストスーツを開発してきた．これまでに開発した BOTASと BRENDA での実験により，患者がこれらの機器を脳波や表面筋電位により制御できることを示し，さらに脳波・筋電ハイブリッド制御が脳卒中患者の運動機能を回復させる可能性を示した．今後はさらに日常生活における実用性を向上させるとともに，患者を対象とした実験によって機Fig. 2 BMI-based Robotic Exoskeleton for
Neurorehabilitation and Daily Actions (BRENDA).
(a) Type I. (b) Type II.
能回復に対する効果を検証し，患者・障害者の自立支援につなげたい．
謝辞
本研究の一部は，文部科学省および AMED の脳科学研究戦略推進プログラム（BMI），厚生労働省および AMED の障害者対策総合研究開発事業（BMI），JSPS の科学研究費
補 助 金 （ #23300151, #15H03126, #15H05880, #16K13113,#24800087）による補助を受けている．
参考文献(1) G. Pfurtscheller, C. Guger, G. Muller, G. Krausz and C.
Neuper, Brain Oscillations Control Hand Orthosis in a
Tetraplegic, Neuroscience Letters, Vol.292, No. 3, pp.
211-214, 2000.
(2) T. Sakurada, T. Kawase, K. Takano, T. Komatsu and K.
Kansaku K. A BMI-based Occupational Therapy Assist
Suit: Asynchronous Control by SSVEP, Frontiers in
Neuroscience, Vol. 7, Article 172, 2013.
(3) T. Kawase, Y. Sato and K. Kansaku, A BMI-based Robotic
Exoskeleton for Neurorehabilitation and Daily Actions:
Elbow and Wrist Movements Controlled by EEG and
EMG Signals, Neuroscience Meeting Planner, Program
No. 636.10, 2014.
(4) K. Kansaku, Brain-Machine Interfaces for Persons with
Disabilities, in Systems Neuroscience and Rehabilitation,
ed. K. Kansaku and L. G. Cohen, pp. 19-33, Springer,
2011.
(5) T. Kawase, T. Sakurada, Y. Koike and K. Kansaku, A
Hybrid BMI-based Exoskeleton for Paresis: EMG Control
for Assisting Arm Movements, Journal of NeuralEngineering, Vol. 14, No. 1, Article 016015, 2017.
(6) T. Sakurada, T. Kawase, T. Komatsu and K. Kansaku, Useof High-Frequency Visual Stimuli above the Critical
Flicker Frequency in a SSVEP-based BMI, Clinical
Neurophysiology, Vol. 126, No. 10, pp. 1972-1978, 2015.
(7) T. Kawase, Y. Koike and K. Kansaku, A BMI-based
Robotic Exoskeleton for Neurorehabilitation and Daily
Actions: Effects of Hybrid BMI-based Assistance on
Muscle Activities in a Stroke Patient, JNS Meeting
Planner, Program No. P3-312, 2016.

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ME との半世紀の歩み―明徳を明らかにすることを目指して―
東京電機大学 名誉教授 福井 康裕

近年、フロンティアＭＥ（生体医工学）とも言うべき大きな変革が起きつつある。
この創生の鍵を握るのが、新しく参入する学生や若手研究者である。本稿が彼らの「道しるべ」として少しでも参考になるならば幸いである。内容は「アメリカ留学での思い出」と「東京電機大学への転身」を中心としてまとめてみたい。ただ、これらに関しては今まで既に生体医工学、人工臓器、ライフサポート学会誌などで掲載しているので、その全文あるいは一部を転載することをお許し願いたい。
１．アメリカ留学での思い出
１９６９年の暑い夏、アメリカ中西部 Michigan 湖の西に位置する Madison 市にある Wisconsin 大学 へ向けて車を走らせていた。そのひと月前の７月、NASA（米航空宇宙局）のアポロ計画により、初めて人間が月への到達を成し遂げ、世界中がロケッ
トブームに湧いている時でもあった。当時、Chicago の南東にある Purdue 大学に修士課程大学院生として留学中であった。NASA から研究助手奨学金の援 助を受けることができ、ロケットプロジェクトに従事していた。Purdue 大学留学中の思い出として、根岸英一博士との出会いがある。博士は２０１０年に触媒クロスカップリングによりノーベル化学賞を受賞された。当時は無名のポスドク研究員として、黙々と研究に没頭されていた。無類のゴルフ好きで、私のゴルフの師匠でもあった。Purdue 大学
は３６ホールの広大なゴルフ場を所有していた。休日になると、根岸師匠の特訓を受けながら、数ドルの安いプレイ費で１日中ラウンドした。いま顧みると、ゴルフという息抜きがなければ、とても留学という厳しい状況を乗り切れなかったと思われる。
そのころの日本の大学は学生運動が荒れ狂って、とても勉学などが出来る状況ではなく、異国で勉学 できる環境下に自分が置かれたことを、本当に感謝した。しかし一方、ベトナム戦争は熾烈をきわめ、人間の命の尊さを思い知らされた時期でもあった。そして、自分の従事しているロケットの研究に少々 疑問を感じ始めていた。大学
院修士課程を終えて、Ph.D.（博士）課程に進むに際して、私はこれから 何をなすべ
きか、悩んで過ごしていた。その頃、アメリカに”NASA Spin Out 族“と称される人々が 現れ始めた。月への人間到達という偉業を成し遂げた NASA だが、ベトナム戦
争でアメリカ国家財政 が疲弊して、次に待ち受けていたのは航空宇宙関係国家予算の削減であった。NASA の科学技術者達が 退職を強いられ、大学・民間企業などに次々― 80 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）と Spin Out（転身）していた。これによって、航空宇宙の高度科学技術が、生体医工学分野へ急速に移転されることになった。
Wisconsin 大学においても生体医工学という新しい学際分野が開設されることになり、これからの自分の研究をここで再燃する以外にないと確信した。こうして Purdue
大学から、Wisconsin 大学 Ph.D. 課程に移籍、生体循環動態のシミュレーション解析に挑戦し、Ph.D.の学位論文をまとめた。その後、ポスドク研究員の招聘を受け、California(San Diego)大学医学部麻酔科に移籍し、２年間在籍することになる。手術
中の生体の管理や、重症患者の監視などに臨床現場で直に接する機会を得たことは、貴重な経験であった。
２．東京電機大学への転身
約７年間のアメリカ留学を終え、日本に帰国し、富士通㈱に３年ほど在籍する。病院へのコンピュー タ導入に主として携わった。しかし、頭の片隅では、アメリカでの自由だった学究活動の魅力に忘れ難い思い出を持ち続けていた。そんな折に、日本エムイー学会（現生体医工学会）の大会で出会ったのが 、その当時東京電機大学学長の阪本捷房先生であった。先生は日本エムイー学会の創始者であり、初代会長でもある。東京電機大学で新学部を創設することになり、助教授の誘いを受けた。そこで、大学へ転身することになった。
着任した理工学部で、新研究室の立ち上げを始めたが、なにもかもがゼロからの出発であった。研究 は生体医工学分野を目指すこととした。しかし、教育に関しては、
私自身が大学での教育経験皆無であり、その方針が未定であった。“そもそも大学の教育の目的は何か”という命題に対して、自問自答することから始めた。この答えのヒントを与えてくれたのが、中国の古い書物『大學』である。そこに“ 大學の道は明徳を明らかにするに在り”（明徳とは生まれながらに持っている個人の才能)と書かれている｡ この明徳思想は私の従来から漠然と持っていた教育思想に最も合致すると思
われ、研究室の教育研究の基本理念とした。研究室は一応曲がりなりにもスタートすることができた。その後の約４０年間 に渡り、生体医工学分野の研究開発に携わった
多くの Bloody Engineer(血まみれの工学者)が巣立っていった。研究室を卒業した学生の総数は４４４名である。なかでも、私の指導の下で、１８名の教え子 たちが博士（工学）学位を取得した。これからの日本を支える基幹産業は人間の生命・生活を支援する 生体医工学技術であると期待されている。未来社会において、若い諸君がます
ます活躍することを期待したい。

― 81 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

医療・福祉工学研究におけるニーズ・シーズのミスマッチの現状とその問題点
Current situation of mismatch between needs and seeds in medical and welfare engineering researchand its problems○ 井上淳 （東京電機大学）
Jun INOUE Tokyo Denki University
概要: 近年、医療・福祉と工学の結びつきは、以前よりも一層強くなってきている。医療・福祉と工学の共同研究や、研究
成果の実用化のための、試験的臨床導入などさまざまな活動が活発化しており、そういった活動を支援する公的なシステムも多数出来上がってきている。また、地方自治体による、企業と研究のマッチングシステム等も増えてきており、実用化を目指すものも多くなっている。しかしながら、実際の機器の開発や研究が臨床導入段階まで進む割合はそれほど多くなく、実用化してもその後病院の隅で眠ってしまうような場合も多々ある。本講演では医療福祉機器開発の現状と NEDO の課題解
決型福祉用具実用化開発支援事業に採用された企業から取ったアンケートなどから、問題点を明らかにし、そこから見える解決の糸口について触れることで、本オーガナイズドセッションの他の発表への導入とする。

キーワード: 実用化,医療福祉工学, 医工連携，ニーズシーズマッチング
1. はじめに
超高齢社会を迎えた日本では，医療費抑制政策や，高齢者人口の増加に伴う患者数の急激な増大に起因する人員不足などによって，医療・福祉分野における問題が多数表面化している．それらの問題を解決に導くために医工連携の貢献が期待されている．これに対し，工学と医療・福祉の融合を目指した様々な研究がなされ，研究としては成功を収めている．しかし，それらの研究成果のすべてが実際に
医療・福祉の臨床現場で活かされているとは言えず，研究止まりになってしまっているものが多い．一方で、医療・福祉側においても、明確な定量的選定基準が構築されていない福祉機器が長年問題視されている分野も多数あり、その改善が求められている (1)．こうした問題が改善しない原因は，医学側と工学側のニーズとシーズがうまくマッチさせられていないところにあると早い段階から指摘されているが，マッチしない原因そのものについては様々な意見がある．
そこで本論文では、日本の医療福祉機器に関する現状に述べた上で、実際に福祉機器の実用化に携わった企業から採ったアンケートから、実用化を成功させる要素・妨げる
原因などについて検討を行う。
2. 日本の医療福祉機器の現状
日本の医療費の問題は年々深刻化している。図１は国民医療費と、その国内総生産ならびに国民所得比率に対する割合を示したものである．この図からも容易に読み取れるように、日本の医療費の問題は年々深刻化しており、早急な
医療費の抑制が必要とされている．具体的な抑制策として、発症予防や介護予防といった、大きく医療費がかかる前に手を打つ方策に力を割くのが効果的とされている。そのために重要なのが医療・福祉機器開発であり、近年工学、産業界からの参入が加速度的に増えている。図  に日本の医療機器産業の市場規模を示すように、その大きさは年々増加している．この市場の大きな部分をを国内の企業で占めていれば経済にも良い影響を与えるが、実際には、日本の医療機器の開発は海外に比べて遅れをとっている．図  は
医療機器の輸出入の数値を示したものであるが、 年時

点で約  億円もの輸入超過となっている．医療機器は認可までにかかる期間や開発費用が大きく、企業にとって負担が大きいことなど要因はよく検討されている．

Fig. 1．国民医療保険費  ― 82 ―

Fig. 2 日本の医療機器産業の市場規模  LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）など、自社ではまったくノウハウがなく、共同研究をする
余裕のある企業がわからない場面が多くあったという状況が複数の企業から寄せられた。

4. 臨床側への聞き取り調査
 実用化に至っても製品の臨床導入が進まない、病院に導入されても使われないことについて、福祉機器、リハビリ機器に対する意識を理学療法士に聞き取りを行ったところ、
以下のような意見が得られた．

Fig. 3 医療機器の国内売上高にしめる輸入額の推移 
国としても「健康・医療戦略」において、その産業競争力の向上を目指すと定め、日本医療研究開発機構の設立、薬事法改正（医薬品医療機器等法）など、様々な関連施策も実施している．しかし、これらの施策にもかかわらず、実用化は困難を伴う。次章以降で、その理由となりうる問
題を検討する．
3. NEDO 課題解決型福祉用具実用化開発支援事業採用企
業へのアンケート
1('2の支援事業である、課題解決型福祉用具実用化開発支援事業に採用された企業のうち、実用化まで進んだのは程度、事業として利益を上げている企業はに過ぎない。
これらの企業に対して本委員会で行ったアンケートから、
以下のような情報が実用化に必要であったという結果が浮かび上がってきた。
・ユーザー及び医療・福祉従事者からのニーズ
・審査内容・安全基準などの倫理審査に関するサポート体
制および，情報の明確化
・国の今後の製作や今後達成すべきだとされている課題
・補助具等を使用している人数，価格別販売本数，購入先・他業種で実用化・開発に協力してくれる企業
 このうち、ユーザ及び医療・福祉従事者からのニーズに関しては、まったくニーズを知らずに開発を始めているわ
けではなく、むしろユーザからのニーズから開発を始めた
プロジェクトが実用化に至っていないという興味深い結果もある．これは、一部のユーザのニーズだけ参考にしてしまったことで、同様の病気・障害をもつユーザ全体のニーズを見落とすことで失敗してしまうという問題に起因する．
この問題からも、できるだけ多くのユーザから話を聞いて開発を行いたいという希望が非常に多くあった。
 また、補助具等を使用している人数などに関しては、一般企業が始めてその分野の機器を製作するプロジェクトに応募することが多いため、その分野の周辺知識がないことに起因する．さらに、福祉機器の場合は医療機器と違い、販路も参入業者も幅広い．それが、ユーザー全体像の把握を困難にしていることもあり、こういった情報の収集をすることを困難にしている．
 他業種で実用化・開発に協力してくれる企業に関しては、
たとえば金属加工の企業が福祉機器を作る際、機器の表面などをやわらかい素材で覆うのにどういう形状にすべきか ・使い方がわからず患者の前で失敗するわけにいかない ・使用するまでの準備時間がかかると使いにくい ・万が一壊れたときに、確実、簡単に判断したい ・コストを下げる、回転率を上げる物が取り入れやすい
こういった意見は患者への効果に比べて軽視されがちであるが、患者や高齢者自身がリハビリ機器の使い方を学んだ
り、補助機器を自分で導入するということはなく、中間利用者である医療関係者の意見が患者・高齢者への導入に際して大きなウェイトを占める。また、中間利用者に理解されやすい機器は正しい利用方法で利用されやすい．そのため、中間利用者のことを考えた開発を行うことが重要である．ただし、医療関係者を初めとした中間利用者は患者のことや医療的な事項に関しては豊富な経験と知識を持っているが、工学的な知識に富んでいるわけではないため、工学的実現性の面から、議論していく必要もある．また、ユーザからの意見も最初のニーズ調査だけでなく、きちんと自分の使える物が作られているかを継続的にチェックする必要がある．そこで、実際に試作機を見て触ってもらいな
がら、工学(開発者)・医療関係者・当事者の間でコミュニケーションを活発にとり、医療関係者や当事者からの感想や提案を受けて修正していく形をとることも重要である。
5. まとめ 医療・福祉機器開発には、上記のような、実用化してみて始めてわかる問題や、臨床に関わる人間にしかわからない問題が存在している．そのため、実用化を経験している
開発者やノウハウを多く積み重ねている企業が後の機器の実用化に成功する場合が多い。
 一方で、企業規模が大きい場合、コストとリスクの面から、市場規模の小さい福祉機器の開発には積極的に関わることが難しくなるため、結果として中小企業が多く実用化にチャレンジし、失敗することとなる。
 以上の内容を踏まえると、工学側・医学側双方とも、相手分野とのコミュニケーションを取れる開発人材育成を行
いつつ、工学側の技術、医療関係者の使い勝手、ユーザからの意見などを常に意識しながら開発を行うことが必要である．
参考文献(1) 原 寛美 脳卒中リハビリテーションにおける下肢装具の展開－臨床的知見から－The Japanese Journal of
Rehabilitation Medicine Vol. 47 No. 6 P 347-368 (2010)(2) "MEDIC 医療機器を巡る市場環境
http://www.med-device.jp/html/state/market-environment.html" 2017年5月11日最終アクセス― 83 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017	
  2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

障害当事者のニーズに基づき自立支援機器開発を行う人材育成手法-ニーズ＆アイデアフォーラムHuman resource development method to develop independence support equipment
based on the needs of disabled person- Needs & Idea forum ○ 琴坂信哉（埼玉大）	
  	
  小野栄一（国リハ	  研究所）
Shinya Kotosaka, Saitama University
Eiichi ONO, Research Institute, National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
概 要 : 真に障害当事者の問題を解決する支援機器を開発するためには，支援の現場のニーズを踏まえた開発が必要である．
しかし，現場と工学の連携が行われることは少なく，実用化にこぎ着けた機器は大変少ない．この問題の原因は，ニーズとシーズの結びつけの問題だけではなく，医療・福祉の現場と開発サイドの間での常識の相違があることに当事者が気づけていないところにある．そこで，本講演は，上記の問題解決を目指した人材育成手法を開発し，3 年間に渡って実践した結果を報告する．

キ ー ワ ー ド : Human Resource Development, Assistive Equipment, Collaboration, Inclusive Design
1.
はじめに
	
  真に障害当事者の問題を解決する支援機器を開発するた
めには，現場のニーズを踏まえた支援機器開発が重要である．しかし，障害者支援の現場と工学系研究者・開発者の連携が行われることは少なく，その結果として多額の補助金等が投入されてきたにもかかわらず，実用化に漕ぎ着けた支援機器は，ほんのわずかであるという現状がある．例
えば，文献 (1)によると市場化に漕ぎ着けた開発事業者は，補助金を受託した事業者の半分以下である．この問題は，単純にニーズとシーズが結びついていないというだけではなく，医療・福祉の現場と工学系研究者・開発者の間で常識の相違があることに当事者が気づけていないことが根底にある．本稿の著者らは，この問題を解決するために，2014
年より医療・福祉系，デザイン系，工学系の学生からなる混成チームにより障害当事者のための支援機器開発を行うことを目標とした人材育成の取組を行ってきた．参加する
学生は，互いの「常識」を交換しつつ，何が必要で，何が問題解決を導くのかを障害当事者とともに考え，実現することにより，自身の専門分野を超えた課題を総合的に解決する能力を獲得する．本稿では，その取組を紹介するとともに，今後に向けた課題を紹介する．
2.
人材育成による解決のアプローチ
	  医療・福祉系の現場と研究開発者の連携不足は，以前から指摘されてきており，これまでも多くの改善の試みがなされてきた．例えば，国立障害者リハビリテーションセン
ター，および NEDO が主催する「福祉工学カフェ」 (2)や，
AMED，産業技術総合研究所で推進する「ロボット介護機器開発導入促進事業」 (3)等では，開発者の都合で支援機器の開発を行うのではなく，ニーズを持つ当事者とシーズを持つ開発者を結び，適切な機器開発を行うための仕組みづくりを意識した活動である．一方，我々は，将来の開発者
やユーザ候補を対象とした人材育成に着目した．障害当事者のニーズを開発することを意識し，適切な機器開発の視点を持ち得る「作る人」や「作るのをリクエストする人」の育成を行うことにより，上述の課題の長期的な解決を目指すことが有効であると考えたからである．
	  協働で課題解決を目指すことにより人材育成を行う手法
としては，PBL 手法 (4)が有名である．教員から学生に特定の課題を与え，学生はグループで解決策を生み出すことが求められる．さらに近年では，欧米諸国中心にユーザ，デザイナー，エンジニアが課題の解決に向けて協働するデザイン手法として，インクルーシブデザインという考え方が急速に広まっている (5)．インクルーシブデザイン手法では，課題は，教員が与えるのではなく，当事者と開発者らがニーズを探し出し，解決を試みる．著者らは，これらの人材育成手法を参考に，障害者のための自立支援機器開発を目標とした人材育成手法を開発することにした．
3.
ニーズ＆アイデアフォーラム
3.1 参加者の構成	  著者らは，異なる 3 分野の学生（主にデザイン系，医療・福祉系，工学系）の混成チームにより，医療・福祉関連従事者や障害当事者のアドバイスに基づきながら，自立支援
機器開発を行うニーズ＆アイデア・フォーラム（略して，NIF）と呼ぶ人材育成活動を行った．本活動は，国立障害者リハビリテーションセンターが中心となって，2014 年度
は 4 校の教育機関（千葉大学，社会医学技術学院，埼玉大学，東京電機大学）でスタートした．最終年度の 2016 年度には，上記 4 校に加えて，首都大学東京，千葉県立医療保健大学，東京学芸大学，東京工業高等専門学校，女子美術
大学，東京工業大学，日本医療科学大学も参加している（医療・福祉系は，理学療法学，作業療法学，特別支援教育．
デザイン系はデザイン学，デザイン科学．工学系は，機械工学，ロボット・メカトロニクス学，建築学，電子工学分
野の学生）．また，横浜市総合リハビリテーションセンターにもご協力を頂いた．

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LIFE2017	  2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.2 NIF の活動スケジュール
	  NIF に参加する学生は，上記 3 分野から混成チームを作って参加する．各チームには，それぞれの分野から少なく
とも 1 名が参加するように指導した．ただし，分野毎の参加人数の違いから，一人で複数のチームに参加する学生もいた．NIF は，各教育機関のスケジュール（授業期間の違いや資格試験，発表会等）との兼ね合いで，1 年間を大きく前期，後期に分けて，図 1 に示すような流れで実施した．
大半の参加学生は，それぞれの教育機関が持つ授業内の活動として NIF に参加することができた．

Fig. 1 Schedule of support equipment development by Needs &Idea Forum	  4）の開発過程では，月 1 回の全体会合の実施（教員，及び医療・福祉関係の従事者によるコメント付き），必要に応じて障害当事者との面談，当事者による開発機器の評価を随時実施した．
	  頻繁に顔を合わせて開発が行えるように，交通費の支給を行った．また，開発に必要な部材や機材の購入費用も補助を行っている．
4.
3 年間の実践による成果と課題
4.1 参加学生の成果
	  NIF に参加した学生は，延べ人数で 2014 年度 31 名，2015
年度 49 名，2016 年度 60 名の合計 140 名であった．開発テーマは，指導する教員や障害当事者の障害内容等から，ある程度，指導者側で対象とする障害等を絞り学生にテーマ設定を行わせた．具体的な開発テーマは，「麻痺がある人向けのギター補助具」，「片麻痺がある人のためのネックレス
装着補助具」，「低体力者のためのレクリエーションツー
ル」，「足の挙上ができる車椅子レッグレスト」等，多岐にわたる開発が行われた．一部のテーマは，障害当事者の意見を取り入れて改善を繰り返すために，複数年度に渡って取り上げられた．
	  開発された成果物は，毎年 3 月に開催するニーズ＆アイ
デアフォーラムにて，展示を行い，開発成果毎にゲストや参加者からのコメントを頂いた．後日，フォーラムの様子
や開発成果は，冊子にまとめて配布を行っている．
4.2 NIF 実施にあたっての課題	  異なる分野の学生は，必然的に異なる教育機関に所属していることが多く，そのため直接，顔を合わせて打合せを行なうためのスケジューリングが困難であった．また，教育機関毎の授業期間や試験の日程等の違いから，全員が参加可能な活動期間が思いのほか短くなってしまった．最終

的には，あらかじめ最大公約的なスケジュールを立て，短い開発期間を想定の上，開発を行うことになった．今後は，
テレビ会議システムや教育用 SNS 等の活用により，密度の濃いやり取りができるための工夫が必要であると感じている．また，異なる分野の学生が一つのチームを作って開発を行ったが，開発の全ての段階において，全ての分野の技術が同時に必要とされるわけではない．また，テーマ内容に依存して各学生が持つ専門技術への依存度が異なっていた．そのため，各学生の開発への貢献度に差が出てしまった．実は，自身の分野にとらわれることなく，積極的に参加をすれば，開発に貢献ができるはずなのであるが，各人が持つ「常識」が邪魔をして，専門分野に固執してしまったと思われる．自身の専門技術に拘らない参加への誘導の仕方の開発が必要である．
5.
おわりに
	
  NIF では，延べ 140 名の学生に自立支援機器開発の方法論について学習させることができたと考えている．彼らは，将来，機器開発だけではなく，医療従事者として支援機器を活用する立場にもなるかもしれない．その際にも，今回の経験が役立つのではと考えている．合わせて，今回の活動により，異なる分野の多数の教育機関，医療・福祉の現場のネットワークを作ることができた．今後も，このネッ
トワークを活用した活動を検討して行きたい．
	  今回の NIF の活動では，最終的に企業に持ち込み，商品化までの流れを体験させることができればと考え，企業とコンタクトを持った結果，複数の企業から協力のお申し出を頂くことができた．しかし，時間が足りず，開発成果の企業による試作，商品化には至らなかった．この点は，反省点である．
	  最後に，この活動は，非常に多くの各教育機関の教員を始め，国リハ職員の皆様にご協力を頂いております．本来
であれば，著者としてお名前を記載すべきなのですが，スペースの関係で，割愛させて頂きました．この場を借りて，感謝の言葉を述べさせて頂きたいと思います．
	  なお，本活動は，国立研究開発法人日本医療研究開発機
構（AMED）【長寿・障害総合研究事業	
  障害者対策総合研
究開発事業】「支援機器イノベーション創出のための情報基盤構築に関する研究（平成 26～28 年度）」の支援を受けて実施された．
参考文献(1) NEDOパンフレット「福祉用具の実用化開発を助成	
 高齢者，障がい者のQOL向上とか介護者の負担軽減を目指して」，国立研究開発法人	
  新エネルギー・産業技術総合開発機構	  イノベーション推進部，2017．
(2) 福祉工学カフェ
http://www.rehab.go.jp/ri/event/at_cafe2010/index.html(3) ロボット介護機器開発導入促進事業
http://robotcare.jp/(4) Robert M.K.W. Lee, Ph.D., Chiu-Yin Kwan, The Use of
Problem-Based Learning in Medical Education, Journal of
Medical Education, 1− 2, pp.149− 157, 1997.
(5) ジュリア・カセム, 「インクルーシブデザイン」という発想，フィルムアート社，2014.
(6) ニーズ＆アイデアフォーラム
http://www.rehab.go.jp/ri/event/NIF/― 85 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017

2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

高齢者の慢性運動器疾患の改善に向けた
下肢筋力測定・訓練装置の開発と医工連携活動について
Development of measuring and training instrument for knee extensor muscle strengthand Collaboration between medicine and engineering○縄田 厚（アルケア株式会社 医工学研究所）
Atsushi Nawata (ALCARE Co., Ltd Medical Engineering Laboratory)

概要: 変形性膝関節症の治療と予防において高齢者の運動能力等の因子が大きく関連するといわれているが、その発症・進行のメカニズム等の解明が課題であった。またリハビリテーションにおいて高齢者・患者の理解がいたらず十分な効果が得られないことが課題であった。これらの課題に対して、医療従事者と連携し、研究・開発・疫学及び発信を進めることで、新たな医療証明と製品開発とつなげる事が可能となった。今回、超高齢社会における健康寿命延伸の課題に対し下肢筋力測定訓練器の開発プロセスを事例に、着想から開発、市場展開を事例として、製品実用化活動の課題とその市場展開までの活動と成果・要因について報告する。

キーワード: osteoarthritis of the knee, super aging society, knee extensor muscle strength, measuring andtraining instrument, epidemiology, product development, imformation development

1. はじめに医療・福祉に限られることではなく、製品開発を行うにあたり、市場のニーズを実現すると同時に差別的・独占的優位性を確保することが必要である。但しその解決は、技術優位性で構築されるものではなく、ニーズにおける環境、法令制
度、提供情報の構築が必要になり、医療・福祉における環境では高い品質を提供しなければならない。特に新規手法・技業化）のニーズの強さ、大きさ、解決における効果の想定であり、その環境背景を想定した導入の課題の明確化にすることが重要である。本開発では、超高齢社会における社会的意義性と課題があり、医学的に有効であることに加え、検討着手時から現場でのコンセプトモデルを実装したことから実使用者の要求と環境の制限を把握することができた。
3. 開発環境・適合術である場合、機能的優位性が、ニーズ、及びその使用環境

アルケア株式会社は、1953 年の創立にて、事業内容は、に整合しないケースが多く、製品開発においてその課題の達メディカルケア、ホームヘルスケア、スポーツ&セルフケア成が重要となるケースは少なくない。
本報では、超高齢社会における健康寿命の維持の課題と、下肢筋力測定訓練器「ロコモスキャン ○ 」を事例に、着手から開発、市場展開を事例として、製品実用化の活動の課
題を抽出する。

用品の開発並びに製造･販売、輸出入である。整形外科領域

2. 市場環境
日本は、超高齢社会に突入し、運動器の疾患・障害が、寝たきりや社会的参画への障壁になることが社会的問題となっている (1)。運動器不安定症という新しい疾病定義やロコモティブシンドロームといった運動器への改善に向けた早期予防、重症化予防といった活動があった。
膝 OA への運動療法の効果・有用性は、Baker ら、黒澤ら等による報告 (2)(3)により報告され、黒澤らの報告では、膝OA を 有する患者に SLR（ 下 肢 伸 展 挙 上 訓 練 ） 訓 練群とNSAIDs 群で比較し同等程度の結果を得ている。

具療法は自社の製品が用いられていたが、単独では治療的効

R

では、主に医療用材料、保存療法（装具療法）製品の開発・製造・販売とし、その技術領域を生体からのバイオメカニク
スの視点から保存的処置技術を中核としている。
膝 OA の保存療法では、装具療法・運動療法が行われ、装保存治療の現場では、患者の状態、運動機能の状態、理学
療法処置等、を総合判断し、計画・実施と確実な効果が求められる。患者の状態の評価と訓練を適正に効率的に実施することが課題であるが、病院の建物・設備の制限があり、機器購入に対して診療報酬がとれない等、費用面の制限がある。
製品開発着手時、市場環境を把握することは、製品化（事

果が弱い状況であった。そのため運動療法の機能発揮に組み合わせることで有効な手段（処置）となると考えたが、治療的効果を包括して評価方法が未確立で、リスクファクターや基準がなく、新規の手法の構築が必要でなった。
社会的には早期予防の要望があり、保存療法の治療的に意義性が証明され、リハビリテーション現場での不満足(4)の声が確認され、自社の方針や開発環境との整合が図れた。さらに実現のための開発環境が整っている状態であり、商品開発へ推進し、新たに保存的治療サイクルが回ることで新しいサービス（プロセス）の構想ができた結果が、本開発着手の動機となった。
初期の開発動機は、自社の製品課題解決、技術研究の活動であったが、病院の現場と問題を共有するキッカケとなったことでその解決の視野の拡大となり、具体的な課題設計が重要であると考える。

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LIFE20172017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）１）筋力測定の妥当性の確立
3.コンセプトから商品開発
3-1 コンセプト開発

２）筋力測定意義性
３）筋力訓練の意義性

開発の初期段階における要求仕様の抽出について、本活動

４）変形性膝関節症の危険因子の検証の開始時には、整形外科医師、理学療法士とのチームを結成

５）簡単な操作性の改善と薬事等法令の対応され、あらゆる専門視点と看護師・患者情報等の現場での課題の抽出を行うことができた。
これらの要求条件を抽出するにあたり、初期に多くの医療従事者や患者との意見交換を行うためのコンセプトモデ
ルを短期間で実施している（Fig. 1）。

製品開発にあたり機器開発以外にその商品の意義を構築するための情報開発が必要になることが多いが、多くの開発活動においてこの点が十分に実行されていないと考える。
4.研究・技術開発から製品開発の要件
ロコモスキャンの開発では、事業課題・医療現場課題の抽出から技術的選定を実施し、市場動向に合わせて製品開発と同時に情報開発（意義性・有意性の検証、医療機関・学会連
動した疫学・リスクファクターの検証 等）を同時に実施した。情報開発については、現時点でも継続して行われ、膝 OA

QTM01

QTM02
Fig. 1. Consept Modelのリスクファクター検討のため、横断的疫学から 10 年経過

QTM03での縦断的疫学等の活動に展開されており、学会内でのコンセンサス化を進めている。また介護予防のための各市区町村

製品のコンセプトとして、要求条件から臨床現場で多く使われる枕つぶし運動をモデルに筋力測定が行え、定量的負荷設定と音楽・表示によるフィードバック可能な機器としてプロトタイプが開発された。さらに現場利便性にて Fig.
2 に示すように臨床現場にある診療台等と組み合わせることによって、膝関節の軽度屈曲位の姿勢にて簡易に筋力の測定や訓練を行うことを可能とした。

で行われている運動器健診のモデルへ向けて産官学連携での健診のモデル事業の連携による実装も進めている。
新しい機能・手法や新技術の場合、市場からのニーズへのマッチングに大きな差分があることが多く、市場背景、薬事等の法的制限、現場の利用環境や利用者の制限、さらには安定的供給のため部品・材料の調達性の判断を早期に開発・設計に配慮することは、研究から開発段階へ移行する際に重要となる。
医療機器・福祉機器の開発には、患者、及び医療従事者の知識・生体機能レベル、及び購入に関わる経済面が、製品仕様に影響する場合が多いため、ニーズの開発、要求仕様（市場環境・利用者環境・法的制限・要求機能の明確化）の確定から、設計(性能)仕様（要求仕様の達成チェック）、製品仕
様、製造仕様の 4 段階の仕様検証を製品開発のプロセスチェックを行い、要求の具現化と品質チェックを行うことが重要

Fig. 2.

Prototype Model“QTM-05F”

開発検討時から、現場にて医師・理学療法士、さらに患者との意見交換を実施しながらコンセプトモデルを作成した上の試作サイクルを回したことは有効であった。さらに試用される環境を想定し、外部機関・企業のアライアンス
にて早期の段階から医療機器としての安全性の確認、法令・制度への適合、倫理委員会の承認等を同時並行で実施したことにより、プロトタイプモデル着手まで比較的短期間で達成できた。
3-2 商品開発
前述した要求仕様から決定したプロトタイプモデルを基に、製品開発を進めたが、臨床要求から測定手技の開発を行ったため新しい測定方法である、因果関係を示す学術情報が整備されていない、さらに判断とする基準値・標準値
ないことから、新たに商品開発課題として以下５つが抽出された (5)(6)。

となってくる。
医療現場での情報収集にあたり、技術的新規性は、医療現場でニーズが形成し難く、医療従事者へのヒアリングだ
けでなく、プロトタイプモデルを用いた実際（医療従事者）の利用及び観察、患者・病院内での人の動きの観察等、現場でのコンカレントエンジニアリングの実施が、課題解決の糸口となると考えている。
参考文献(１) Noriko Yoshimura: P r e v a l e n c e o f o s t e o a r t hr i t i s a n do s t e o p o r o s i s i n a p o p ul a t i o n－ b a s e d c o h o r t , J o u r n a l o f
C l i n i c a l a n d E x p e r i m e n t a l M e d i c i n e , 236(5)p.315-318（2011）(２) Baker KL, et al: The efficacy of home based progressive strength
traning in older adults eith knee osteoarithritis: a randomized
controlled trial. J Rheumatol 28(7):1655-1665（2001）(３) 黒澤 尚ほか： 変形性膝関節症に対する SLR 訓練の効果－多施設 RCT の結果－, 日整会誌 79, p.9(2005)(４) 山崎祐二： 機器による筋力測定, 総合リハ 35(7):724-725,(2007)(５) 田中正栄ほか： 大腿四頭筋訓練器による等尺性膝伸展筋力測定法の信頼性の検討,運動・物理療法 23(3)p.259-264 (2012)(11) 大森 豪ほか： 変形性膝関節症に対する大腿四頭筋評価の指標化およびリハビリテーションプログラムの作成とその応用, 物理・運動療法 22(4)p.447-450(2011)― 87 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

倫理審査申請の準備のためのガイドラインについて
Developing guidelines for the preparation of submitting for ethical review
in care and assistive robot region○ 梶谷勇，宮腰清一，三輪洋靖，脇田優仁，本間敬子，角保志，松本治（産業技術総合研究所），
松本光司（日本自動車研究所），諏訪基，山内繁（日本ロボット工業会）
Isamu KAJITANI, Seiichi MIYAKOSHI, Hiroyasu MIWA, Yujin WAKITA, Keiko Homma, Yasushi SUMI, Osamu,
MATSUMOTO, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology
Koji MATSUMOTO, Japan Automobile Research Institute
Motoi SUWA, Shigeru YAMAUCHI, Japan Robot Association

概要: 本稿では，介護領域におけるロボット開発において，人を対象とする実験の経験が少ないロボット開発事業者への情報提供として策定中の倫理審査申請ガイドラインについて，そのガイドライン自体の紹介に加え，ガイドラインの中には盛り込まなかったものの，策定作業の中で議論されてきたいくつか項目について概略を紹介する．この倫理審査申請ガイドラ
インでは，倫理審査申請の準備を始めるにあたり，どのような点に注意しながら準備を進めればよいのかについて情報提供することを主な目的とし，具体的な申請書の書き方などについては，各審査委員会が準備する手引きや参考書籍との重複を避けて，最小限の記載にとどめた．

キーワード: Care and assistive robot, Ethical review, Guideline, Development, Demonstration
1. はじめに
昨今の介護領域におけるロボット技術に対する関心の高まりを受けて，2013 年度より経済産業省ロボット介護機器
開発・導入促進事業（基準策定・評価事業）がスタートし，その後，2015 年度より国立研究開発法人日本医療研究開発
機構に事業が引き継がれ，本年度末までの 5 か年プロジェ
クトとして実施されている．本稿で紹介する倫理審査申請
ガイドラインは，この事業の中で初年度から継続的に議論が行われて策定が進められているものである．２０１７年
３月２４日付で２０１６年度版が公開 (1)されており，本稿では，ガイドラインの紹介に加え，策定作業の中で議論されてきた項目について概略を紹介する．
人を対象とする研究の一環として実験や調査を実施する
際に，被験者あるいは実験参加者，調査対象者として参加していただく協力者の尊厳が損なわれず，不要な負担が強いられたり，怪我をしたりすることがないように，実験や調査を実施する前に第三者による実験・調査計画の確認として，倫理審査が行われることが一般的となってきた．国
内では，2015 年 4 月 1 日付で施行された「人を対象とする医学系研究に関する倫理指針」において，医学領域における人を対象とする研究の倫理指針が整理されたが，医学系の研究に留まらず，関連する他の研究領域においても参考にすべき点，あるいは参考にできる点がある．しかしながら，工学等の領域は医学系の領域と研究の目的や方法などが一致するわけではなく，また「人を対象とする医学系研究に関する倫理指針」自体が工学などの他領域の研究を十分に考慮して策定されているわけではないと考えられるため，工学系の領域においてこの指針を活用することについては議論が必要な状況である．
このような状況の中で，主に大学や研究機関では，人を対象とする研究においては工学系の研究領域においても，倫理審査が必須となっているところが多い．また，公的な研究資金を使用する際には実験や調査内容が倫理審査で承認されることが条件として求められるようになってきた．
このため民間事業者であっても，公的資金で機器を開発し，人を対象とする実験や調査を行う際には倫理審査での承認が求められることもある．しかしながら，民間事業者は倫理審査委員会を持たないことが多く，この場合には，学会などが受託する倫理審査サービスを利用したり，大学や研究機関と共同研究を行う場合には，共同研究先で倫理審査を受けたりするようなことが行われている．
前述のロボット介護機器開発・導入促進事業は，基準策定・評価事業と並行し，機器を開発する事業者を支援する
開発補助事業も進められている．参加する事業者も，人を対象とする実験や調査を実施する際には倫理審査委員会による承認が必要となるが，多くの事業者は倫理審査申請の経験がないと考えられたため，基準策定・評価事業側で支援体制を構築するとともに，倫理審査申請ガイドラインに関する議論を進めてきた．
本稿では，2 章においてガイドラインの概略を紹介し，3章では，策定において議論となったもののガイドラインに盛り込まなかった項目についても述べる．
2. 倫理審査申請ガイドライン
2-1 ターゲット
策定する倫理審査申請ガイドラインが想定する読者としては，『ロボット介護機器の開発を行う事業者』を主な読者として想定した．特に『人を対象とする実証試験の経験が少ない、あるいは経験がないために、実証試験の計画や倫理審査申請に慣れていない人』に対して，このガイドラインを参考にしてもらうことによって，実証試験に向けた倫理審査申請の準備を円滑に進めてもらうことを企図して策定した．

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LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2-2 内容ガイドラインは以下の構成とした．
-------------------------------------------------------------------------１．
はじめに
２．
倫理審査申請の準備
２－１．最初に行うこと
２－２．倫理審査申請から承認まで
３．
倫理審査申請にあたって留意すべき事項
３－１．被験者の保護
３－２．実証試験の計画・実施
附録
Ａ．
申請準備チェックシート
Ｂ．
倫理審査委員会について
参考資料-------------------------------------------------------------------------「１．はじめに」では，対象となるロボット介護機器の特性として，人の近くで動作する点，対象者が高齢者である点などをふまえ，開発する機器の安全性と信頼性が重要であるとともに，実証試験を通じて有効性を確認することの必要性を説明した．さらに実証試験の内容を第三者に確認してもらうことの意義についても触れた．
「２－１．最初に行うこと」では，審査を依頼する倫理
審査申請委員会を決めること，委員会から資料を入手し，審査スケジュールを確認することを述べた．事業者の倫理審査申請を支援する中で，実証試験ギリギリになってから倫理審査の準備を始め，開発スケジュールが遅れてしまうケースが多く見られたことから，開発初期段階から倫理審査を想定した計画の立案が重要であることに気づき，これをガイドラインの最初に主張することにした．
「２－２．倫理審査申請から承認まで」では，倫理審査
申請から承認までに，どのような手順があるのか，経験のない開発事業者に情報提供することによって，心の準備をしていただくことを狙った．例えば，倫理審査が１回で承認されることは少なく，条件付きの承認となり，その条件に丁寧に対応し，審査委員に理解してもらうことで，結果的に承認への近道になることを説明した．
「３．倫理審査申請にあたって留意すべき事項」は，プロジェクトの初年度に，外部の有識者を含む「倫理検討委
員会」を独立行政法人（現国立研究開発法人）産業技術総合研究所知能システム研究部門内に設置し，そこにおける議論を経て策定した「ロボット介護機器開発における倫理指針（Ｈ２５版）」を参考にして作成した．
「３－１．被験者の保護」では「安全の確保」「負担の低減」「尊厳の保証」について概説した．
「３－２．実証試験の計画・実施」では，本ガイドラインの対象となる機器は，最終的に製品として社会の中で活用されることが想定され，実証試験の結果は，製品の広告や説明資料に活用されることが考えられるので，製品利用者にとって有益な情報を実証試験の中で取得することの必要性を説明した．
附録には，倫理審査申請前に行うことが望ましい点についてのチェックシートを添付した．また，倫理審査委員会の種類や位置づけについても概説した．
参考資料としては，より詳細な内容を確認したい読者に向けて，本ガイドラインの中では詳しく触れなかった医学的研究デザインや技術者倫理・工学倫理についての参考書のリストを載せた．他，人を対象とする医学系研究に関する倫理指針，学会などが作成した倫理指針や倫理規定，解説文書なども情報を掲載した．また，倫理審査について歴史的に重要な資料についても簡単な情報を載せた．
3. ガイドライン策定中の論点
ガイドライン策定中の論点をいくつか紹介する．

申請書の書き方
経験の少ない事業者にとっては，倫理審査申請書の書き方は大きなハードルの一つと考えられる．このため，申請書の書き方についてもガイドラインの中で解説として書くべきかどうかについての議論もあったが，申請書の書式が各倫理審査委員会で異なることと，各倫理審査委員会が丁寧な解説文書を作成していることを考慮し，ガイドラインの中では最小限の説明にとどめることとした．

対象者
ガイドラインの読者としては倫理審査を申請する側を当初から想定していたものの，倫理審査委員会側へのガイド
ラインも必要ではないかとの意見もあった．しかしながら，開発補助事業者の倫理審査申請を支援することもプロジェ
クト内での重要な役割としてあったので，当初の想定通り
申請者側へのガイドラインとし，倫理審査委員会については最小限の説明にとどめた．
・倫理審査の必要性人を対象とする実験や調査を実施する際に倫理審査で承認を得ることは，前述のように，大学や研究機関では，工学系の分野でも一般的となってきた．しかしながら，機器開発事業者の中には，倫理審査の必要性を理解していない
ところも多い．プロジェクトの中で機器開発事業者を支援する担当からも，倫理審査の必要性を説明することの難しさを指摘する声が多かった．すなわち，倫理審査で承認を得ることは，法的な拘束力のある話ではなく，「人を対象とする医学系研究に関する倫理指針」についても，「医学系」とタイトルにあるように，主要な対象は医学系の研究であるため，工学系の機器開発事業者にその必要性を理解してもらうことが容易ではなかった．
そこで本ガイドラインでは，対象となるロボット介護機器が，これまでにない効果や利便性が期待できる半面，これまでとは異なる危険性を持つ可能性がある点を考慮し，実証試験の内容を事前に倫理審査委員会などの第三者に，客観的に確認してもらうことの重要性を説明するにとどめた．すなわち，実証試験の内容によっては高齢者の協力が不可欠であり，皮膚や骨が弱かったり，感覚や認知機能が十分はなかったりする可能性がある．また，対象機器は高齢者のすぐ近くで動作することもある．このため，高齢者を危険にさらしたり，不要な負担をかけたりすることない
ように，実証試験の計画に配慮が必要である．さらに，実証試験の結果を説明する際にも，実証試験計画が客観的に確認されていることで，より強い主張をすることが可能であることも，併せて説明した．
4. おわりに
本稿では，ロボット介護機器の開発事業者向けに作成した倫理審査申請ガイドラインと，その策定の中で論点としてあがった点について概説した．今後は，2017 年 5 月 30日に施行された改正個人情報保護法への対応などを行う予
定である．
参考文献
(1) http://robotcare.jp/wp-content/uploads/2017/03/6a3cc56
6ac5032588dca427c6c86b09e.pdf （2017年7月23日アクセス）― 89 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

リハビリテーション医学における機器開発とその実用化

New engineering for rehabilitation medicine○ 藤原俊之（順天堂大学）
Toshiyuki FUJIWARA, Juntendo University
概要: リハビリテーション医学はテクノロジーの開発が直接患者さんの生活に寄与できる可能性があり、医工連携が最も盛んな分野である。現在までに我々は新たに開発された電気刺激治療機器を用いて脳卒中片麻痺患者の上肢機能障害の改善を図る治療法である Hybrid Assistive Neuromuscular Dynamic stimulation(HANDS) therapy や、脊髄刺激により脊髄歩行関連回路
を歩行運動にあわせて刺激する FAST walk、脳波により運動企図を読み取り、企図に合わせて電動装具で指を動かす BMI 治療を開発し、臨床に応用してきた。

キーワード: Electrical stimulation, Brain Machine Interface, Rehabilitation Medicine
1. リハビリテーション医学における機器開発
リハビリテーション医学における機器開発には機能障害を改善させるための治療的機器と車いすや義足などのように機能代償のための機器がある。
医療の現場で活用するためには、機器の使用目的がどちらなのか、適応を明らかにする必要がある。
例えば、脳卒中により上下肢麻痺のる患者さんのリハビリテーションを考えた場合、機能障害としての麻痺を改善させる治療と、日常生活動作の自立を目指すため、代償動作などを用いてでも自立を図る治療の両方をバランスよく組み合わせる必要がある。治療方法の選択は発症後期間、年齢、非麻痺側筋力、機能障害の程度、認知機能、ADL などの適切は評価に基づいた機能予後に基づいて行われる。
今 回 紹 介 す る Hybrid Assistive Neuromuscula Dynamic
Stimulation (HANDS) therapy や経皮的脊髄刺激(FAST walk)、
Brain Machine Interface (BMI)は主に脳卒中片麻痺患者の上
肢機能障害や歩行障害に対する治療的手段として開発、応用されている。
2. HANDS therapy
Khaslavskaia らは随意収縮単独や電気刺激単独と比較して、電気刺激に合わせて随意収縮を行った場合に皮質運動野の興奮性が有意に増加することを示している １)。よって電気刺激を行う場合には随意運動を同時に行うことにより、運動野に可塑的変化をより引き起こすことが可能であると考えられる。さらに刺激自体も随意運動によってコントロー
ルできれば、その効果はさらに増強することが考えられる。
村岡ら 2)は、随意運動介助型電気刺激装置を開発した。この刺激装置は標的筋の随意筋電量に比例した電気刺激が可能であり、随意収縮の強弱のコントロールや、運動の中止、収縮後の脱力の学習が可能である。また本刺激装置は一度条件設定を行えば、本体に記憶させることが可能で小型で携行可能である。
Fujiwara ら 3)はこの随意運動介助型電気刺激装置と手関節固定装具を日中 8 時間着用して日常生活における麻痺
側上肢の使用を促す Hybrid Assistive Neuromuscular

Dynamic Stimulation (HANDS)療法を開発した。3 週間の
HANDS 療法により麻痺側手指機能の有意な改善が認められ、その効果は治療終了後 3 ヶ月後まで持続されていた。
また、痙縮、上肢実用性に関しても同様に有意な改善を認めた。更に、電気生理学的にも麻痺側前腕屈筋群の相反性抑制の改善が認められ、経頭蓋磁気刺激二重刺激による皮質内抑制の検討においても、手指伸展筋群における損傷半球での皮質内抑制の脱抑制が認められ、運動機能の改善と皮質内抑制の脱抑制には相関が認められ、HANDS による運動機能の改善の機序の一つに皮質内抑制の脱抑制による脳可塑性の関与が確認されている。また、Shindo ら 4)は
5DQGRPL]HG&RQWURO7ULDO を亜急性期の患者で行い、)XJO0H\HU上肢運動項目の改善は装具のみを使用した対照群と比較し有意な改善を認め、特に手指機能の顕著な改善を認めたと報告している。

３．
Brain machine interface (BMI)
BMI は脳と機械を連動させるシステム全般のことを言う。
今までは、障害者の能力低下を代償する目的でのいわゆる機能代償型 BMI の開発が中心に行われていたが、近年はBMI を重度麻痺患者の運動機能の回復を目的とする機能
回復型 BMI が注目されている。

― 90 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）運動企図時には実際の運動時と同様に運動野において事象
関連脱同期(ERD)が認められる。この ERD を利用すること
により、手指が動かせない患者においても、運動野が保たれていれば、ERD により運動企図の判定が可能であり、これを利用して電動装具などの装置を用いて指の運動を再現することが可能である。また脳活動の賦活、運動企図を繰り返すことによる、使用依存性の可塑性の誘導の可能性などが示唆され、特に重度麻痺患者の上肢機能回復において、機能改善が報告されている 5)。
前述した HANDS therapy を行うためには、麻痺側手指伸筋
群の筋活動が表面電極にて検出される必要がある。筋電が検出できないような重度片麻痺関患者においても 1 日 40
分の 10 日間の BMI トレーニングにて、7 割の患者において筋電が出現し、HANDS therapy への移行が可能であり、
HANDS therapy により更なる運動機能の改善ならびに、日常生活における実用度の改善を認めている 6)。従来の手法
では上肢実用性の改善が見込めないような重度片麻痺患者においても、BMI に続く HANDS therapy により実用性の改善が望めるようになってきている。
４．FAST walk
脳卒中の年間発症は 11 万を超え、年間の有病者数は 176万人とされている。その多くは後遺症を有し、日常生活活動(ADL)に支障をきたしている。要介護となる高齢者のうち約３０％は脳卒中によるものとされている。脳卒中後片麻痺を呈した患者の２０～３０％程度はその後のリハビリテーションによっても歩行の獲得が困難なままである。また歩行が可能となった場合でも歩行速度の低下や不安定性による転倒の危険性が高く、屋外歩行が可能となるのは５０％以下である。
ヒトの歩行運動は脊髄反射を用いた運動により構成されている。拮抗筋との相反する動きは相反性抑制により制御されており、遊脚期における下肢の振出しは flexor reflex の利用により再現が可能である。また遊脚相に対して対側の下肢の立脚は交叉性伸展反射を利用している。歩行ではこれらの脊髄反射回路を利用した脊髄歩行回路を利用し、それを上位中枢からの制御により調節していると考えられる。
我々は、健側下腿三頭筋筋活動により片麻痺患者の歩行周期における遊脚期初期ならびに立脚期後期を判別し、健側
下腿筋筋活動をトリガーとして運動閾値下の刺激強度のburst 刺激を随意的なトレッドミル歩行に合わせて経皮的に脊髄後根へ与える Functional Assistive Stimulation (FAST)
walk を開発した。本法は不随意な脊髄反射を誘発して歩行運動を再建しようとするものとは異なり、歩行周期における遊脚期初期の麻痺肢振出しと立脚中期における股関節伸展、膝伸展のタイミングに合わせて、脊髄反射を利用して脊髄歩行回路の興奮性を上げ、随意的な歩行運動をアシストする目的であり、それにより歩行訓練効果があるものと
思われる。

参考文献
(1) Khaslavskaia S, Sinkjaer T: Motor cortex excitability
following repetitive electrical stimulation of the common
peroneal nerve depends on the voluntary drive. Exp Brain
Res 162: 497-502, 2005
(2) 村岡慶裕鈴木理沙，島岡秀奉他運動介助型電気刺激装置の開発と脳卒中片麻痺患者への使用経験．理学療法学
(3) Fujiwara T, Kasashima Y, Honaga K,et al: Motor
improvement and corticospinal modulation induced byhybrid assistive neuromuscular dynamic stimulation(HANDS) therapy in patients with chronic stroke.
Neurorehabilitation Neural Repair 2009;23: 125-132.
(4) Shindo K, Fujiwara T, Hara J, et al: Effectiveness ofHybrid Assistive Neuromuscular Dynamic Stimulation
Therapy in patients with subacute stroke: A randomized
controlled pilot trial. Neurorehabil Neural Repair 25:
830-837, 2011(5) Shindo K, Kawashima K, Ushiba J, et al. Effects ofneurofeedback training with anelectroencephalogram-based brain-computer interface forhand paralysis in patients with chronic stroke: apreliminary case series study. J Rehabil Med 43: 951-957,
2011(6) Kawakami M et al: A new therapeutic application ofbrain-machine interface (BMI) training followed by hybrid
assistive neuromuscular dynamic stimulation (HANDS)
therapy for patients with severe hemiparetic stroke: A
proof of concept study. Restorative Neurology and
Neuroscience 34:789-797,2016

５．まとめ
神経科学の進歩とテクノロジーの進歩により、中枢神経疾
患による運動麻痺に関しても従来と比較して更なる改善が見込まれるようになってきている。しかしながら、限界があることは事実であり、治療に応用する上では、神経生理学的な機序に関する検証ならびに臨床試験による検証が必要である、またその目的と適応を明確にすることが、臨床現場で使用する際には重要である。

― 91 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）


歩行を支援する障害児用空電ハイブリッド型移動支援機器の開発
Development of an airborne hybrid type mobile support device for disabled children supporting walking○ 佐々木潤（滋賀県立大）  西岡靖貴（滋賀県立大） 安田寿彦（滋賀県立大）

山野光祐（滋賀県立大）  高塩純一（びわこ学園）               
Jun SASAKI, Univ. of Shiga Pref.
Yasutaka NISHIOKA, Univ. of Shiga Pref.
Toshihiko YASUDA, Univ. of Shiga Pref.
Mitsuhiro YAMANO, Univ. of Shiga Pref.
Junichi TAKASHIO, Biwako Gakuen
1．序文のリハビリテーションは屋内に限定するのではなく，屋外で 内閣府の調査によると，下肢不自由児は全国に約七千人とも使用できるものがより好ましいと考える．

言われ，自立した移動が困難な児童が多い(1)．自立した移動と 本研究では，極軽量空気圧ソフトアクチュエータと電磁モいうのは日常生活に不可欠である．また早期の移動体験は子ータを併用した空電ハイブリッド型移動支援機器の開発を研

供の情緒の発達や，その後の運動能力に大きな影響を及ぼす究目的とする．低圧駆動可能なアクチュエータを用いること

ため，歩行機能の回復が望まれる．

で，使用場所を限定せずに脚の周期的な持ち上げによる歩行

歩行機能の回復にはその子に応じた様々なリハビリテーシ

動作に関するリハビリテーションが行える．また，アクチュ

ョンが行われる．リハビリテーションで実際に脚を動かすこ

エータ自身の柔軟性により，人の動作に対するバックドライとにより，損傷した脳細胞の周辺の脳細胞がネットワークをバビリティを生成する．さらに，電磁モータによる周期的な再形成し，損傷した脳細胞の機能を肩代わりすることで，元歩行動作と協調した移動機能を加えることで，低圧駆動であには戻らないがある程度脚を動かせるようになる．このことるがゆえの応答性の低さを補う．本論文では，移動支援機器

を脳の可塑性といい，身体を動かしての訓練は身体能力の回の設計と製作，空電ハイブリッド制御手法および統合したシ

復に必須である．しかし，下肢不自由児の中には立位姿勢のステムを用いたフィールド試験結果を述べる．

自力での保持が困難，脚の関節のこわばり等の理由により，歩行のリハビリテーション自体ができず，歩行機能の回復が

2. 空電ハイブリッド型移動支援機器

困難な子供も多いという現状がある．

2.1 移動支援機器の仕様

 このような背景から，脚を他動的に動かす機能や脚の運動 開発した移動支援機器の外観を図 1 に示す．踏み出し動作に合わせた移動支援機能を有する機器開発も幾つか見られる．

の支援は，膝上に紐を取り付け，プーリーを介して，直動機

中でも小林らのアクティブ歩行器 (2)は，歩行支援機構と起立構により牽引することで行う．本移動支援機器では，蛇腹状支援機構からなり，正しい姿勢を維持しながら，歩行支援機の極軽量空気圧ソフトアクチュエータを利用したスライダ機

構に設置された空気圧人工筋肉により脚を他動的に動かすこ構を用いて脚の牽引を行う．また，脚の牽引と同時に電磁モとでリハビリを可能としている．しかしながら、多くの空気ータにより機体の進行を行うことで，リハビリテーションと

圧人工筋肉では膨張に抗う復元力が発生するので，高い駆動

移動体験の両立を可能としている．本アクチュエータは低圧圧が必要になる．そのため，大型の外部空圧源および外部電で動作可能なため，機体に搭載可能な小型空気圧システムで源が必要となり，例えば屋内での利用に限定される可能性が駆動可能であり，場所を選ばずに使用できる．本移動支援機

ある．子供の情緒の発達や運動機能の発達の観点から，歩行器には図 2 に示すような，立位保持具を搭載する．立位保持― 92 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）
具を用いることにより，立位がとれない子供でも正しい立位がとれるようになるので，より歩行時の環境に近づけることができる．  

Fig.3 Movement of the actuator
Fig.1 The appearance of the movement support apparatus

Fig.4 Structure of the actuator

2.3 スライダ機構
 本移動支援機器は蛇腹状の極軽量空気圧ソフトアクチュエータを利用したスライダ機構を用いて大腿部の牽引を行う．
Fig.2 Standing retainer

スライダ部の外観および構造を図 5 および図 6 に示す．スライダ部は固定端 2 つ，自由端，2.2 で説明した蛇腹型アクチュ

2.2 極軽量空気圧ソフトアクチュエータ

エータ 2 つで構成されている．また，アクチュエータのたわ

本アクチュエータはプラスティック製のフィルムからなる袋みを防ぐために上下左右の 4 箇所にカバーを搭載した．自由構造をしている．空気圧を印加することで膨張運動を行うア

端に大腿部を牽引する紐を取り付けており，自由端が左右にクチュエータである．本アクチュエータは材料の弾性変形でスライドすることで，脚の上げ下げを行う．

はなく，構造変形を主に利用しており，復元力が小さいため

図 6（a）が脚の持ち上げ，（b）が着地の際の動作である．

低圧での駆動が可能である．また，空気の圧縮性による柔軟

一方のアクチュエータが給気されるともう一方が排気されさが特徴である．本研究で製作した蛇腹型アクチュエータのる．これらを交互に繰り返すことによって歩行動作を生成し動作および構造を図 3 および図 4 に示す．本アクチュエータている．

は 10 個のアクチュエータが直列につながっており，1 つ 1 つの間に空気の通り道を作ることで，1 つのアクチュエータに給気すると全体が膨らむ構造となっている．

― 93 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

Fig.7 Experimental equipment

Fig.5 The appearance of the slide department

Fig.6

Fig.8 Result of a measurement of pressure and the power

Movement of the slider

2.4 発生力実験

2.5 システム構成

 スライダ機構を利用して本アクチュエータの発生力を測定

 システム構成を図 9 に示す．移動支援機器の操作は左右 2した．図 7 に実験装置を示す．自由端には紐が取り付けられ

つのスイッチで行い，スライダ部と駆動輪を動作させる．アており，その紐とフォースゲージがつながれている．アクチ

クチュエータへは機体に搭載されたローリングポンプから給ュエータの給気時，自由端が矢印の向きに動く．そのときの気する．マイクロコンピュータにより DC モータ，ローリン

牽引力を測定した．また，牽引時のアクチュエータ内部の圧

グポンプ，電磁弁を制御する．スライダ部ではポンプによる力を同時に測定した．結果を図 8 に示す．図 8 より，本アク給気の ON/OFF，および電磁弁の開閉によりアクチュエータ

チュエータは約 20kPa で 150N 程度の力を発生できる．ここに供給する空気圧を制御し脚部を牽引する．

で，対象とする子どもの脚部は最大約 4kg であり，垂直方向から 30°，大腿部を牽引するには約 20N 必要である．よって本アクチュエータは大腿部を牽引するのに十分な性能であるといえる．

Fig.9 system constitution― 94 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）
5. 結言
3. フィールド試験

 本研究では，歩行を支援する障がい児用空電ハイブリッド

 実際に歩行障害を持つ方に本移動支援機器を使用していた型移動支援機器を開発した．さまざまな移動支援機器が開発

だいた．使用者は小学 3 年生，体重約 20kg である．試用結されているが，本移動支援機器は，極軽量空気圧ソフトアク果を図 10 に示す．使用時にはスライダ部の動きにより踏み

チュエータによる脚部の牽引と，DC モータによる自動進行機

出し動作を生成し，脚の動きに合わせて機体が自動進行する能を両立することにより，歩行のリハビリテーションと移動ことにより，歩行動作を生成することができた．脚部の牽引体験を同時に行うことができる．また，機体に搭載可能なシだけでなく復元力を働かせることによって，足の裏を地面にステムを構築することで，使用場所を限定しないという特徴

着地することが確認できた．よって，踏み出したのちに両足がある．実際の有効性を示すために，患者に使用していただ

が着地，また踏み出すという歩行に近い脚の動きが実現できいた結果，使用者に合わせて適切に調整を行うことにより，たと言える．以上より，本移動支援機器は使用者に合わせて歩行を支援できることが確認できた．

適切に調整を行うことにより，歩行動作を支援できることが参考文献
確認できた．
(1)

内閣府，平成 25 年版障害者白書，(2013)，p.298，印刷通
販株式会社

(2)

尾形正明，小林宏，辻俊明，唐渡健夫，中山総，入江和隆 ，“ ア ク テ ィ ブ 歩 行 器 の 研 究 開 発 ”， [No.0641]Proceedings of the Welfare Engineering Symposium 2006，
Noda，Japan，September 11-13，(2006)，1E1-01，pp.71-74(3)

文部科学省，平成 25 年度学校保健統計調査報告書，(2014)，p5，p8，日経印刷株式会社(4)堀琢磨，踏み出し動作を支援する空気圧システムを搭載した障がい児用歩行器の開発，(2016)

Fig.10 Trial result― 95 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）整形外科手術における新たなターニケットの開発に関する研究
Study on the development of a new tourniquet in the orthopedic surgery○雨宮将太（東京電機大）,武井裕輔（東京電機大）,三井和幸（東京電機大）,寺阪澄孝（三洋金属工業）,下大川丈晴（三洋金属工業）,前田浩行（順天堂大）,諸橋達（順天堂大）,神田章男（順天堂大）,岩瀬秀明（順天堂大）,金子和夫（順天堂大）,前田睦浩（前田病院）
Shota AMEMIYA,Yusuke TAKEI, Kazuyuki MITSUI, Tokyo Denki University
Sumitaka TERASAKA, Takeharu SIMOOHKAWA, Sanyo Metal Industry Co., Ltd.
Hiroyuki MAEDA, Tatsuya MOROHASHI, Akio KANDA, Hideaki IWASE, Kazuo KANEKO, Juntendo University
Mutsuhiro MAEDA, Maeda Hospital

Abust: The purpose of this study is the development of a new tourniquet. A tourniquet is a device that stops bloodflow by air pressure during orthopedic surgery. But, as doctor typically sets the pressure empirically, there is aproblem that the patient has sequela. Then, we found a possibility of solution for this problem by adjusting thepressure of hemostasis, but it was difficult to realize it by conventional pneumatics. Therefore, we focused on the
EHD phenomenon which has the feature that pressure can be adjusted only by voltage, that it isn’t possible with theconventional pneumatics. In this study, we developed a new tourniquet applying this EHD phenomenon.
Key Words: Surgery support, Tourniquet, EHD phenomenon
1.緒言

2.EHD 現象を応用した EHD ポンプ 2)

ターニケットとは、整形外科手術における四肢の手術の際に、術野確保を目的に使用される装置である。このターニケットは Fig.1 で示した一例のように、制御部とカフと呼ばれる締付部で構成され、術部近傍に巻いたカフを空気圧により膨張させることで、カフを巻いた部位を圧迫し、駆血を行うものである。ターニケットを使用する際の駆血圧は、医師が経験的に設定する場合が多いため
過剰な圧力である場合が多い。その結果として患者に大きな負担を与え後遺症が発生しているにも関わらず、現場では手術の進行や術野確保が優先され、患者に後遺症が発生する問題は軽視されてきた。この問題に対し我々は、酸素飽和度等の患者の状態に合わせた駆血圧の調整による問題解決の可能性を見出した 1)。しかし、従来のターニケッ
トのように空気圧により駆血圧の調整を行う場合には、コンプレッサの他に付加装置が必要となり、システムの複雑化が障害となるため患者の状態に合わせた駆血圧の調整は困難であった。そこで
我々はターニケットの新たな駆動源として電圧の調整のみで吐出圧力の調整が可能な EHD ポンプに着目した。

EHD ポンプは、EHD 現象を応用したポンプである。
EHD 現象とは、例えば、Fig.2(a)に示すように、絶縁性流体中に二枚の電極を挿入し、その電極間に高電圧を印加すると流体中に流れが発生する現象である。我々は、Fig.2(b)に示すような平板の＋電極とその上に傾斜させた GND 電極という電極の組合せを用いることで、電極間に一方向の流れを発生させることのできる EHD ポンプの開発を行ってきた。この EHD ポンプは電圧の調整のみで吐出圧力の調整が可能であるという従来の空気圧には無い特徴を有している。また、Fig.2(b)の電極構
造を Fig.3 のように直列に多段化することで吐出圧力を増加させることも可能である。
High voltage
Insulating fluid

Electrode structure
GND electrode
Insulating fluid

Flow

Cuff

+ electrode

EHD pump

Electrode(a) EHD phenomenon(b) EHD pumpFig.2 EHD phenomenon and EHD pumpLowpressure

Control unit

OutletInlet

GND electrodePressurerise＋ electrodeFig.3 Multistage of the electrode structure
Fig.1 An example of the tourniquet― 96 ―

HighpressureLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.構築したターニケットシステムとその問題点

5.1 小型 EHD ポンプ

我々はこれまでに Fig.4 に示すターニケットシ
ステムの構築を行い、このシステムの駆動源として Fig.5 に示す試作型 EHD ポンプを製作した。試作型 EHD は寸法が 200×180×35[mm]、質量が740[g]のポンプである。このポンプは吐出圧力の調整が容易であることから、構築したターニケッ
トシステムを使用することで、駆血圧の調整が可能かつ容易であることが確認出来た 3)。しかし、構築されたターニケットシステムは、各要素を接続したのみであり、さらには、駆動源である試作型
EHD ポンプに関しても大型であったため、手術室での使用は勿論、試験運用も難しいものであった。
そこで、EHD ポンプの小型化及び EHD 駆動のターニ
ケットの開発が必要であると考えた。

Fig.6 に製作した小型 EHD ポンプを示す。このポンプの寸法は 90×35×18[mm]、質量は 93[g]である。この小型 EHD ポンプと試作型 EHD ポンプの体積・質量の比較及び、小型 EHD ポンプの吐出圧力の測定を行った。

Fig.6 Small type EHD pump

5.1.1 体積及び質量の比較
Table.1 に試作型 EHD ポンプと小型 EHD ポンプの体積及び質量の比較結果を示す。Table.1 に示した
ように体積は約 1/22、質量は約 1/8 となり大幅に小型化、軽量化が出来た。
Table.1 Comparison of volume and mass
Fig.4 EHD turniquete system

5.1.2 吐出圧力測定(1)測定方法
Fig.7 に示すように、小型 EHD ポンプに電源(松Fig.5 Prototype EHD pump

4.目的
本研究は、患者の状態に合わせた駆血圧の調整が可能な新たなターニケットの開発を目的とした。
特に今回は EHD ポンプの小型化を行い、これを駆動源とした駆血圧の調整が可能な EHD ターニケッ
トの開発を行うこととした。

定プレシジョン社製 PL-18-2 )、圧力計(SMC 社製
ZSE40AF-01-X-M) 、リザーバを接続し、 0.0[kV]から 10.0[kV]まで 1.0[kV]間隔で電圧を印加し吐出圧力の測定を行った。また、測定回数は 3[回]とした。

5.EHD ポンプの小型化
EHD ポンプの小型化を行うに当たり、3.で示した
試作型 EHD ポンプの電極 5 段の EHD ポンプを 8 個直列接続した構造から、電極 40 段を一つの筐体内に配列した構造に換えることとした。その際、整形外科手術において一般的に使用されている最大
駆血圧は約 40[kPa](300[mmHg])であるため 4)、この 40[kPa]以上の吐出圧力を目標性能とした。

Fig.7 Measurement method of output pressure(2)測定結果
Fig.8 に小型 EHD ポンプの吐出圧力の測定結果を示す。この結果から、印加電圧の上下降に応じて― 97 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）吐出圧力が増減しており、8.0[kV]印加時に、破線で示した目標の 40[kPa]以上の圧力吐出が可能である。さらに、印加電圧を上昇させた際の結果と下降させた際の結果に僅かな差しか無く、ヒステ
リシスは小さかった。

ある。なお、カフは実際に手術で使用されているものを使用した。

①Switches②Volume③Pressure gauge

Fig.9 EHD tourniquet

6.2.1 EHD ターニケットの動作確認開発した EHD ターニケットの動作確認を行った。
実際に動作させたところ、一般的に使用される最大駆血圧の 40[kPa]での駆血が可能であることがわかった。さらに、小型 EHD ポンプを駆動源としたことにより駆血圧の調整が可能かつ容易に行うことが出来ることも確認出来た。

Fig.8 Measurement result of pressure

5.1.3 小型 EHD ポンプに関する考察
小型 EHD ポンプは Tabel.1 に示したように、試作型 EHD ポンプに比べ、体積は約 1/22、質量は約 1/8となり大幅な小型化、軽量化を実現出来た。また、
吐出圧力の測定結果で示したように、目標とした
40[kPa]以上の吐出圧力が確認でき、ヒステリシスが小さいため圧力の調整も容易に行うことが可能である。以上より開発目標である新たなターニケ
ットの駆動源として使用可能であることが確認出来た。

7.まとめ及び今後の展望

6.EHD ターニケット
小型 EHD ポンプの製作が完了したため、臨床実験や手術での使用を目指した EHD ターニケットの開発を行った。

6.1 EHD ターニケットの構成開発した EHD ターニケットの構成は小型 EHD ポ
ンプ、マイコン(ArduinoSRL 社製 Arduino Uno)、
昇圧器(松定プレシジョン株式会社製 HGR10-25)、
DC/DC コンバータ(アジア電子工業株式会社製 SQ
SERIES)、
圧力計(SMC 株式会社製 ZSE40AF-01-X-M)、
カ フ ( ミ ズ ホ 株 式 会 社 製 MT880 シ ン グ ル カ フ
01-447-05)とし、電源には生体への安全を考慮し、モバイルバッテリー(サンワサプライ株式会社製
700-BTL017BK)を採用した。

6.2 開発した EHD ターニケット
Fig.9 に開発した EHD ターニケットを示す。ケースはアルミ製であり、寸法は 240×290×180[mm]である。この EHD ターニケットは Fig.9 の①で示したスイッチで電源の ON/OFF や駆血圧の上限の設定を行い、②で示したボリュームで駆血圧の調整を行うものである。また、カフに出力する圧力は③の位置に設置した圧力計により、確認が可能で本研究では患者の状態に合わせた駆血圧の調整が可能な新たなターニケットの開発を目指し、EHD
ポンプの小型化を行い、小型 EHD ポンプを駆動源としたターニケットの開発を行った。この EHD タ
ーニケットを実際に動作させ駆血圧の調整を行ったところ、従来の空気圧駆動のターニケットでは困難な駆血圧の調整が可能なターニケットを実現出来た。
今後は酸素飽和度等の患者の状態を取得するセンサ等を導入し、患者の状態に合わせた駆血圧の調整が可能なターニケットを開発し、患者の負担軽減を目指す。

参考文献
1) 前田浩行,三井和幸他,ターニケットによる駆血後の合併症の検討,第 42 回日本臨床バイオ
メカニクス学会抄録集,p.160,20152) 澤田瑞穂,寺坂澄孝,三井和幸,EHD 現象を利用した高圧力ポンプの開発に関する研究,平成 22
年度秋季フルードパワーシステム講演会講演
論文集,pp.133-135,2010
3) 武井裕輔, 三井和幸他,EHD 現象を応用した新
たなターニケットの開発に関する基礎的研究,
平成 28 年春季フルードパワーシステム講演会
講演論文集,pp.36-38,20164) Shahryar Noordin,et al.,Surgical Touniquets in

Orthopaedics,Vol.91-A,No.12,pp.2958-2967,2009― 98 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）空気圧システムによる車椅子座位姿勢補正機構の開発
Development of a seated posture adjusting mechanism driven by a pneumatic system○ 齋藤直樹（秋田県大 *1）

高橋義輝（グランドファミリー西目 *2）

Naoki SAITO, Akita Prefectufal University
Yoshiki TAKAHASHI, Grand family Nishime
1. 緒言
超高齢化社会になりつつある近年において 1)，高齢者が入所する養護施設の定員増加に伴い 2)，これら施設の果たす役割が大きくなりつつあるといえる．こういった施設の入所者の中には，様々な疾患やその後遺症および老衰により歩行動作が困難であり，移動手段として車椅子を利用するケースも多く存在している．
自立歩行が難しい対象者のケースでは，車椅子の利用の際に，座位姿勢に関して図 1 に示すような「横倒れ」と呼ばれる，通常の座位姿勢から横に倒れた姿勢になる傾向がしばしばみられる．この横倒れをそのままにしておくこと
は，呼吸困難や誤嚥，筋緊張の変化やそれに伴う拘縮の発生など，様々なリスクの可能性を有しており，通常の座位姿勢に戻る事が望ましいといえる．こうしたことから，施設の介護従事者らは対象者の横倒れを発見すると，姿勢を直す作業を行っている．
このような姿勢への対応方法として，アクティブバラン
スシーティング(ABS)3)が提案されている．ABS では頭頸部のグッドコントロールという一つの良姿勢の指標を基に，
車椅子座面や体を支えるクッションなど様々なものでこの指標を達成することである．この効果は各施設レベルではあるが，機能回復や様々なリスクの低下，および対象者のQOL の向上の傾向が報告されており，非常に有意性のある方法であるといえる．
しかし一方で，こういった施設では介護者の人手不足が深刻化しており，横倒れをその都度直す作業は十分に対応しきれていないのが現状である．また ABS を対象者１人１
人にきめ細かく施すほどの人的余裕もないようである．
さらに ABS は，理学療法士などの専門家の適切な調整によって達成できるものであり，人手不足の現場においては他の簡易的な方法も望まれている．
そこで我々は，介護者が横倒れを直す作業を自動的に行うシステムを構築した．このシステムは車椅子に簡単に取り付ける事が可能である．この自動化には，発生力が比較的大きく，かつ複雑なセンサやコンピュータを要せずに決められた動作が実現可能な空気圧システムを用いた．本報
告では，このシステムの概要を紹介し，試作機を用いて，健常者による動作試験を行い，自動的な横倒れの補正の可能性について検討する．
2. 空気圧式車椅子座位姿勢補正機構
今回開発した，空気圧式車椅子座位姿勢補正機構の外観を図 2 に示す．この座位姿勢補正機構は，車椅子の手すり部分に上体を起こすためのサポート板を取り付け，これを空気圧システムで動かすものである．サポート板は，板の裏側に取り付けたエアバッグ A の膨張により動作する．また，姿勢補正の際に腰の位置が動かないように，車椅子座面の両側にエアバッグ B を配置している．
この補正機構は横倒れを自動的に検出して補正動作を行うことが特徴である．これを実現する空気圧回路が図 3 である．この空気圧回路には，小型メカニカルバルブ(MS-01RL:CKD)やレギュレータ，スピードコントローラを含むエ
アユニット(エア U/T)と，この U/T を移動させるエアシリ
ンダで構成されている．この小型メカニカルバルブはローラレバーの押下げで作動する 3 方弁であり，横倒れによりサポート板に体重負荷がかかった際にこのローラレバーが押されるようにバルブを設置することで，体重負荷の自動

Fig. 2 提案する座位姿勢補正機構

Fig. 1 車椅子利用者の横倒れ*1 秋田県立大学 機械知能システム学科*2 社会医療法人 青嵐会 介護老人保健施設
グランドファミ リー西目

Fig. 3 空気圧回路図― 99 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 5 横倒れ座位姿勢モデル

Fig. 4 座位姿勢補正機構の動作概念図
検出を可能にしている．それぞれのエアバッグは，ポリエ
ステル繊維製シートとポリエチレンシートの複合シートを袋状に加工したものであり，0.6MPa までの耐圧性がある．
動作順を考慮すると，エアバッグ B で腰の位置を固定し，エアバッグ A でサポート板を動かすことになるため，これを調整するために，各エアバッグごとにスピードコントロ
ーラを入れてある．エアシリンダは複動式で，押出側はバルブが開いたときのみ圧力が加わる．一方で，引込側には押出側よりも低い圧力を常時加えることで，バルブが閉じた時に引込動作を行う．この圧力差を調整するため，レギュレータを 2 箇所に設けてある．この空気圧システムによる姿勢補正機構の動作は図 4 のようになり，この 4 つの状態を繰り返す．
(1) 初期位置：エア U/T とサポート板が離れた状態である．エアバッグ A は大気開放状態である．サポート板に負荷がかかると反時計回りに倒れる．
(2) 横倒れ検出：横倒れによりサポート板に負荷がかかり，
エア U/T 内の 3 方弁のローラレバーが押下され，エアバッグ A，B の両方が膨張する．同時に，U/T 移動用
シリンダの押出動作も発生する．
(3) 上体起こし動作：エアバッグ A の膨張により上体起こし動作を行う．
(4) 上体起こし完了：サポート板の動作限界に到達し，上体起こしが完了すると，エア U/T 内のローラレバーが開放され，3 方弁が切り替わることで，エアシリンダが引込動作を行う．これによりエア U/T とサポート板の間に隙間を確保する．
シリンダによるエア U/T の押出移動により，サポート板をほぼ垂直な状態まで動作させることが可能になり，上体を確実に起こすことが可能になる．また，サポート板とエア
U/T が離れることで横倒れ検出までの不感帯を確保している．これにより確実に横倒れが発生した場合のみ動作することが可能となり，軽微な接触による誤動作を回避できる．
3. 出力モデル
提案する座位姿勢補正機構の出力を簡易的なモデルから見積もる．ここでは，図 5 左に示すように車椅子利用者は座面上を左右に倒れる倒立振子のモデルで考える．またこのとき，図 5 右のように背もたれと接触することで，横方向に摩擦が発生する．体の横倒れによる座面まわりのトル

Fig. 6 姿勢補正機構による発生力作用に関するモデル
クを𝜏𝜏 " とすると，

𝜏𝜏 " = 𝑚𝑚𝑚𝑚 sin 𝜃𝜃 ℎ
(1)となる．ここで𝑚𝑚は上半身体重であり，全体重の 60% 4)とした．𝜃𝜃は横倒れ角，ℎは腰（回転中心）からの上半身重心高で，身長の 22%5)とした．
次に，背もたれ接触による摩擦トルク𝜏𝜏/ は，
𝜏𝜏/ = 𝜇𝜇𝜇𝜇𝜇𝜇 sin 𝜙𝜙 ℎ(2)となる．𝜇𝜇は背中と背もたれ間の摩擦係数，𝜙𝜙は背もたれ側への上体傾斜角である．ここでは背中と背もたれの接触面積を考慮した摩擦トルクを検討すべきであるが，背もたれ
側傾斜角が少ないとこの摩擦トルク𝜏𝜏/ の値も小さいことから，今回は上半身重心に発生する摩擦トルクで計算することとした．以上より，姿勢補正に必要な腰周りのトルク𝜏𝜏3は以下で求めることができる．
𝜏𝜏3 = 𝜏𝜏 " + 𝜏𝜏/(3)
一方で，姿勢補正機構はサポート板で対象者の脇を押し，姿勢の補正を行う．ここで，サポート板からの力𝐹𝐹は横倒れ
角𝜃𝜃に関わらず図 6 のように体側面に垂直に与えられているものとすると，体の半身幅を𝑊𝑊，腰から脇下（力点）までの高さを𝐻𝐻として，機構出力トルク𝜏𝜏9 は以下となる．
𝑊𝑊𝜏𝜏9 = 𝑊𝑊 : + 𝐻𝐻 : cos tan?@
𝐹𝐹
(4)
𝐻𝐻
これらのトルクの関係から，サポート板を押すエアバッグ
A のパラメータを見積もることができる．
図 7 は横倒れ角𝜃𝜃と姿勢補正トルク𝜏𝜏3 の関係である．この計算に用いたパラメータを表 1 にまとめる．この結果から，横倒れ角𝜃𝜃が 14deg 程度で，最大で 40Nm 程度のトルクは必要であるということがわかる．
これに対して姿勢補正機構による機構出力トルク𝜏𝜏9 は，今回試作した機構のエアバッグ A のサポート板接触面積が概算で 900m2 であったので，0.1MPa の内圧で 90Nm を発揮することができる．このことから，エアバッグ A の内圧は0.1MPa 程度ということがわかった．

― 100 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 1 モデル計算パラメータ
身長 (ℎ=身長×0.22) [m]
体重 (𝑚𝑚=体重×0.6) [kg]
体幅 2𝑊𝑊 [m]脇下高 𝐻𝐻 [m]背もたれ側傾斜角 𝜙𝜙 [deg]
背もたれ摩擦係数 𝜇𝜇

1.8
70
0.3
0.45
10
0.5

横倒れ時

姿勢補正後

Fig. 8 姿勢補正機構の動作の様子
5. 結言
空気圧システムを用いた車椅子座位姿勢補正機構を提案した．このシステムは対象者の横倒れを自動で補正できる可能性があることを動作試験により確認した．今後は実際に横倒れが生じている対象者へ本機構を適用し，姿勢補正の実現の可能性について確認していく．

Fig. 7 横倒れ傾斜角𝜃𝜃と腰回りトルク𝜏𝜏3 の関係

4. 動作試験
以上の検討を基にエアバッグの内圧を調整し，姿勢補正機構の動作試験を行った．試験の様子を図 8 に示す．身長
1.8m，体重 70kg の健常な男性に対して，エアバッグの内圧を 0.1MPa として試験を行った結果，横倒れの補正ができるだけの十分な力が生じていることが確認できた．また，
姿勢補正動作の自動化，および姿勢補正が完了した後のエア U/T 移動による誤動作の適切な回避も確認できた．

参考文献(1) 総務省：人口推計(2) 厚生労働省：介護サービス施設・事業所調査の概況(3) アクティブバランスシーティング研究会
https://abs-hokkaido.jimdo.com/(4) The A.S.P.E.N. Nutritional Support Practice Manual.
ASPEN. U.S.A. 1998
(5) 川合健太，福井勉：健常成人における上半身質量中心点と下半身質量中心点位置の検討 重心測定板法と三次元動作解析装置との比較，第５１回日本理学療法学術大会（札幌）抄録集, 43-2, 2016

― 101 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）空気圧シリンダを用いた足関節リハビリシ機器の機構設計
Mechanical design of ankle rehabilitation equipment using pneumatic cylinder○ 土井敦士（関西学院大学） 嵯峨宣彦（関西学院大学）
Atsushi Doi, Kwansei Gakuin University
Norihiko Saga, Kwansei Gakuin University
Abstract: We are developing ankle rehabilitation equipment using pneumatic cylinder that can be used according to recovery
degree without requiring caregivers. First, we show the composition of the ankle rehabilitation equipment and show theoperating range of the footrest. Next, we selected the cylinder from stroke and force. From the selection by stroke, it was
shown that this cylinder is suitable for use for elderly people. From selection by force, we can show the geometrical
relationship of the output of the cylinder and reaction force applied to the sole of the foot. Then, we calculate the center ofgravity and we prove that even if this equipment is running it will not rise. We establish a control method based on the relation
obtained in the future.
Key Words: Rehabilitaion, Pneumatic cylinder
1. はじめに
近年，高齢者の人口の急激に増加している中で，３大成
人病の１つである脳卒中は，とくに高齢者に発症することが多く，その患者数も年々増加している．脳卒中は主として手足の片麻痺を引き起こし，この片麻痺を治療せずに放置すると拘縮が生じてしまう．脳卒中患者が自立した生活を営むには自立歩行が大きな目標となり，そのためには療法士によるリハビリ訓練が必要である．しかし療法士の不足から多くの脳卒中患者がリハビリを受けることは現実的に厳しく，療法士を支援する機械化のニーズがある[1][2]．このような社会的背景から現在多くの研究機関で足関節リハビリ機器が開発されている．しかし，開発されているリハビリ機器は大掛かりな装置のものが多く，専門の知識を持つ人や操作に習熟した人がいないと脳卒中患者や高齢者が操作することが難しいという問題がある[3].
また，病院で身体機能が回復しても退院後の在宅生活で十分な訓練が継続できず，結果として再び機能低下に陥ってしまうことが多いことから[4]，大掛かりな装置は自宅に設置するのが難しく，リハビリ訓練を行わない時には生活の支障となる可能性がある．そのため，リハビリ機器は自宅でも簡単に使用できるものであることが望まれる．
本研究室では回復度合いに合わせて介助者なしに使用できる空気圧シリンダを用いた足関節リハビリ機器の開発を行っている．現在開発しているリハビリ機器は軽量である
ため持ち運びもしやすく，家庭でも使用することができる．今回はリハビリ機器の機構設計について，空気圧シリンダの選定を行い，シリンダの推力と足裏にかかる反力の幾何学的関係を示す．また重心バランスを考慮した設計となっており，稼働させてもリハビリ機器が浮き上がらない設計となっていることを示す．
2. 足関節リハビリ機器
本研究室で開発している足関節リハビリ機器を，３次元CAD 設計ソフトウェア SOLIDWORKS(Dassault Systems
SolidWorks Corporation 製，SOLIDWORKS2015)を用いて作成した CAD 図を図１に示す．このリハビリ機器は直動である空気圧シリンダ(Airpel 製，M24D150.0U)の推力を回転にする機構となっており，図２に示すようにフットレス
トは日本リハビリテーション医学会が制定した関節稼働角

Flame

foot

Cuff

Calves place

Foot rest
Stopper partAir cylinder

Fig.1 Ankle rehabiritaion equipment

Foot rest moval direction
0[deg]

20[deg]
Dorsal flexion

45[deg]Planter flexion

Fig.2 Foot rest movement度を基準に腓骨への垂直線を 0[deg]とし，背屈方向20[deg]，底屈方向 45[deg]に回転する[5]．フットレストの回転は制御により行われているが，患者の安全を考慮して機構に回転ストッパー部が設けられている．実際に使用する際は，図 1 に示しているように患者の足をフットレストに乗せ，カフによって足が動かないように固定する．また患者の足の負担を減らすために，リハビリ機器のフレームにふくらはぎを置く部分を取り付けた．
3. シリンダの選定
3.2.ストロークによる選定
本研究室で使用するシリンダのストロークによる選定を行う．このシリンダの要求仕様は，シリンダ径24.0[mm]，ロッドストローク 150.0[mm]，最大ストローク
での全長 406.9[mm]である．60 歳以上の高齢者の下腿長は平均 350.39[mm]であり[6]，フットレストの回転角度が0[deg]の時シリンダ長が 357.67[mm]であることから仕様を満たしていると考えられる．

― 102 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）cosθ =

𝑞𝑞 2 +𝑟𝑟 2 −𝑝𝑝2
2𝑞𝑞𝑞𝑞

F = 452.0 × (使用圧力)
N × R = Fsinθ × r

3
4
5

7

2 N

q

6

(2)
(3)

Analysis conditions
Restrant conditions
5: Transation joint (1DOF)
R
6: Rotary joint (1DOF)
F 7: Cylindrical joint (2DOF)
8: Cylindrical joint (2DOF)
θ(DOF: degree of freefom)
1

r

p

(1)

8

Loading conditions
F: Single component force(67.5[N] for 5[s])1. Footrest
2. Cuff
3. Calves places
4. Attachment
5. Pneumatic cylinder
6. Piston rod
7. Center of rotation axis
8. Connection between 1 and 7

Table.1 Comparison between theoretical value, simulation resultand observed value
Theoretical value
Simulation result
Observed value

87.31[N]82.78[N]80.26[N]Setting time

Cylinder Output[N]3.2.力による選定
次に，シリンダの発揮する力からの選定を行う．今回使用するシリンダは仕様上，最大圧力 0.7[MPa]時に最大圧
出力 294.5[N]発揮することができる．フットレストを稼働させる角度が変化すると足裏にかかる反力も変化し，足裏
反力はフットレストの回転軸を中心とした円の接線方向の力になっていることから，シリンダの推力と足裏反力の幾
何学的関係を計算により求めることができる．リハビリ機
器の稼働部の概略図と機構解析ソフト ADAMS(MSC
Software 製，Adams2015)を用いてシミュレーションを行った時の解析条件を図３に示す．また，図 3 において計算を行う際のパラメータも示す．フットレストが稼働すると
辺ｑ，∠θは変化する．ピストンロッドの長さは既知であることから，式(1)に示すように∠θを余弦定理より求める．空気圧シリンダの印加圧力は空気圧シリンダの仕様書に示される式(2)によって推力に変換される[7]．式(3)に示すようにモーメントのつり合いにより足裏反力 N を求める．この式(3)にシリンダの印加圧力 0.20[MPa]時の推力を代入し，足裏反力を計算する．この計算結果と ADAMSを用いてシミュレーションを行った結果，実際にリハビリ機器を稼働させて計測した実測値を比較した時の足裏反力を表１に示す．
 また，リハビリ機器として使用するには整定時間ができるだけ小さいものである必要がある．入力圧力を0.02[MPa]，0.10[MPa]，0.20[MPa]と変化させた時の，0～
10 秒以内の２～６秒間のシリンダ推力のステップ応答を
図 4 に示す．結果より，このシリンダの整定時間は 0.1[s]付近であり，十分小さいものと考えられる．

0.12[s]0.11[s]0.09[s]Time[s]Fig.4 Step responses in cylinder force
ないことを示す．このリハビリ機器は使用者から見て正面
方向は左右対称なっており，フットレストは垂直方向にのみ稼働することから図 5 に示すようにリハビリ機器の側面方向のみで重心バランスを考える．図 5 の四角形で囲まれている部分から重心位置を求める．a を中心とした力のモーメントのつり合いを考える．四角形で囲まれている部分
は点ｃを支点として 30[deg]傾いていることから a から各点までの垂直線の長さ𝑥𝑥𝑏𝑏 ，𝑥𝑥𝑐𝑐 ，𝑥𝑥𝑑𝑑 を求めた．また各点にかかる力として，b と c にかかる力𝐹𝐹𝑏𝑏 ，𝐹𝐹𝑐𝑐 を式(4)，(5)に示す．ただし，m は四角形で囲まれた部分の質量[kg]，g は重力加速度[m/𝑠𝑠 2 ]，ab，ac はそれぞれ ab 間，ac 間の距離[mm]を表す．d にかかる力𝐹𝐹𝑑𝑑 については計算で求めた足裏反力から，余弦定理によって垂直方向の力を計算した．また，重心位置を𝑥𝑥𝑔𝑔 とした時のモーメントのつり合い式を式(6)に示す．式(6)の𝑥𝑥𝑔𝑔 について解くことで重心位置が得られる．次に，得られた重心位置を用いてリハビリ機器を支えるフレームの長さが，リハビリ機器が浮かないための条
件を満たしていることを示す．フレームの長さを x として，点 a’周りのモーメントのつり合いを式(7)に示す．ただし，点 c から点 b，点 d，重心位置の垂直線の長さを
𝑥𝑥𝑥𝑏𝑏 ，𝑥𝑥𝑥𝑐𝑐 ，𝑥𝑥𝑥𝑔𝑔 とする．式(7)に各パラメータを代入して x について解くと，x は 399.87[mm]という結果が得られた．現在使用しているフレームの長さは 404[mm]であるため，リ
ハビリ機器を稼働させても浮き上がることはないと示された．

N: Reaction force
F: Cylinder output
R: Distance from 7 to N
p: Distance from 4 to 7
q: Distance from 4 to 8
r: Distance from 7 to 8

𝐹𝐹𝑏𝑏 = 𝑚𝑚𝑚𝑚(𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐2 ×𝐹𝐹𝑐𝑐 = 𝑚𝑚𝑚𝑚(𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐2 ×

𝑎𝑎𝑎𝑎

𝑎𝑎𝑎𝑎

(4)

+ 𝑚𝑚𝑚𝑚(𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠30°)2(5)

𝑎𝑎𝑎𝑎+𝑎𝑎𝑎𝑎

𝑎𝑎𝑎𝑎+𝑎𝑎𝑎𝑎

𝐹𝐹𝑏𝑏 𝑥𝑥𝑏𝑏 + 𝐹𝐹𝑐𝑐 𝑥𝑥𝑐𝑐 + 𝐹𝐹𝑔𝑔 𝑥𝑥𝑔𝑔 − 𝐹𝐹𝑑𝑑 𝑥𝑥𝑑𝑑 = 0

𝐹𝐹𝑏𝑏 (𝑥𝑥 𝑥 𝑥𝑥 ′ 𝑏𝑏 ) + 𝐹𝐹𝑐𝑐 𝑥𝑥 𝑥𝑥𝑥𝑔𝑔 (𝑥𝑥 𝑥 𝑥𝑥 ′𝑔𝑔 ) − 𝐹𝐹𝑑𝑑 (𝑥𝑥 𝑥 𝑥𝑥 ′ 𝑑𝑑 ) ≥ 0

Fig.3 Components of the ankle rehabiritation system
4. 重心バランスを考慮した設計構造
足関節リハビリ機器が稼働している時に，リハビリ機器
が浮き上がってしまうとリハビリ訓練としての効果が得られなくなるため，リハビリ機器を稼働させても浮き上がら

(6)
(7)

5. まとめ
今回は本研究室で開発している足関節リハビリ機器の機構について示し，リハビリ機器に使用する空気圧シリンダの選定を行った．シリンダの推力と足裏にかかる反力の幾― 103 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）謝 辞 本研究は，文部科学省私立大学戦略的研究基盤形成支援事業（平成年～平成年）（事業番号：6 により支援を受けて行われた．ここに付記し、謝意を表す
る．
a

a’
𝑥𝑥𝑔𝑔

d
b
𝐹𝐹𝑏𝑏

𝑥𝑥𝑏𝑏

𝑥𝑥𝑐𝑐

𝐹𝐹𝑔𝑔

30°

𝑥𝑥𝑑𝑑

𝐹𝐹𝑑𝑑

[1]

[2]

c

[3]

𝐹𝐹𝑐𝑐

Fig.5 Parameters for caluculating the center of gravity

何学的関係について示し実際に同様の条件で計測したと時の結果と比較した．また，重心位置を計算し，それを元にリハビリ機器が浮き上がらないための条件を求め，開発しているリハビリ機器がその条件を満たしていることを示した．今後の展望としては，フットレストの回転角度とシリンダ推力，足裏反力の関係性から，位置制御や力制御といった制御手法を確立させ，患者の症状に合わせてリハビリ
機器が稼働するようにする必要がある．

[4]

[5]
[6]
[7]


― 104 ―

参 考文献
松永貴文，“脳卒中片麻痺患者の下肢関節における拘縮の予防および改善の方法に関する一考察”，愛知県
理学療法学会誌，Vol.19，No.4，2008
榊泰輔，岡島康友，内田成男，富田豊，”ロボット技術を応用した下肢機能回復支援システム”，リハビリテーション医学会，Vol.40, No.3(2003), pp.190-195
本間敬子，福田修，永田可彦，甲田嘉男，薄葉眞理
子，”下肢リハビリ支援システムの開発-第２報-”，日本機械学会，No.1-5(2001), 福祉工学シンポジウム
CD-ROM論文集
平田亮吉，中元善太，蜂須賀研二，和田太，牧野健
一郎，”下肢機能回復支援システム”，バイオメカニ
ズム学会，Vol.30, No.4(2006), pp.205-210
米本恭三，”関節可動域表示ならびに測定法”，リハビ
リテーション医学会誌，Vol.32，No.4(1995)，pp.207-217“NITE 人間特性データブック”，独立行政法人 製品
評価技術基盤機構
Airpelエアーシリンダーカタログ，<http://www.airpot.jp/pdf/AP-C-10-F.pdf>，(平成29年7月25日参照)LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）装着者の体重を用いた空気式歩行支援シューズの開発
Development of pneumatic walking support shoes using wearer’s weight
高岩昌弘（徳島大）Masahiro TAKAIWA, Tokushima University
Walking is indispensable in daily lives especially for elderly person. However, their dorsiflexion angle tend to be small due to the deterioration of their tibialis anterior muscle fromaging. Consequently, they easily stumble and falldown even for small steps. In this study, wedevelop walking support shoes to support their dorsiflexion in swing phase by using wearer’s
weight, which makes energy autonomous driving system. Pneumatic energy produced by a footpump drives a wire-type pneumatic cylinder. The validities of proposed shoes are shown in someexperiments.
Key Words: Walking support, Pneumatic system, Energy autonomous
1 緒言
高齢者の怪我の原因の 7 割程度が転倒によるものと報告されている [1]．これは加齢に伴う前脛骨筋の筋力の低下により，歩行がすり足となるため僅かな段差でも躓きやすくなるためと考えられる．高齢者の生活の質の維持と向上に歩行は不可欠な動作であるため，躓き予防に対する何らかの対策が望まれている.
本研究では高齢者の躓きによる転倒防止のため，足が地面から離れた瞬間に爪先を上方向に向ける動作（背屈動作）を能動的に支援する歩行支援シューズを開発する. これまで幾つかの歩行支援装置が開発されており，携帯空気圧源を利用した歩行支援装置 [3] や MR 流体を用いた粘性抵抗
可変の継手を有する短下肢装具 [4]，空気圧アクチュエータを用いた人工継手 [5] などが提案されている. しかし，これらはどれも動力源を別途用意する必要があるため装置自体の大型・複雑化や高コスト化を招き日常生活での使用は容易ではない.
本研究では外部エネルギーを一切利用しない駆動方法を提案する．具体的には装着者の体重を利用して足先部のフットポンプを圧縮し，得られた圧縮空気を一旦バネの位置エ
ネルギーとして蓄え, 背屈動作支援のタイミング時にバネの復元力を利用して足首関節に背屈モーメントを生成するものである.
本研究では靴への組み込みを可能としたフットポンプや
人間親和性の高いアクチュエータの構成を通して，試作した支援シューズの有効性を検証する.
2
2.1(b) top view

歩行支援シューズ

Fig.1 Overview of walking support shoes

歩行支援シューズの概要

歩行支援シューズの外観を図 1 に示す. 靴底部には背屈モーメントを生成するためのワイヤー式空気圧シリンダ，パイロットバルブが収納され足前方部にはフットポンプが配置されている．空気圧シリンダはピストンシリンダセット(Airpel Co.) の内部にバネを挿入し，ピストンにワイヤーを連結している．シリンダ内圧力とバネ反力が釣り合った状態からシリンダ内空気が大気に開放されるとバネの復元力が作用してワイヤーが引き込まれる．このワイヤーの引き込みをベアリングを介して運動方向を反転させ，足関節部の回転運動に変換することで背屈支援を行う.
2.2(a) side view

支援動作

図 2 に歩行動作に応じた空気圧駆動回路の状態を示す.
同図 (a) は遊脚時を表し，アクチュエータ内空気は大気に開放状態となっている. 同図 (b) において，爪先が地面に接地し, 底屈姿勢になる際に靴底前方に設置したポンプが圧縮される．ポンプからのチューブはパイロットポートにも繋がっておりポンプの圧縮によりパイロット圧力が高まり, 経路が切り替わる. 経路の切り替えにより，アクチュ
エータへ空気が送られ，シリンダ内圧力とバネ反力が釣り合った状態となる. ピストンの移動と底屈動作は同時に行われるため，底屈動作に対する拘束力は生じない. 同図 (c)に示すように足が地面から離れると，ポンプ内の圧力が低下しパイロット圧力の低下により経路が元の状態に戻り，アクチュエータの空気が大気に開放される．この時に脚側に固定されたワイヤーが引き込まれ足首に回転モーメントを発生させる．本回路はフットポンプにエネルギーの生成だけでなくトリガースイッチとしても機能させることでより簡易な駆動部を実現している．また，足前方部にポンプを設置することで階段昇段時等踵が接地しない場所でも支― 105 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Tiptoe pump(a) Swing phase

Fig.3 Pressure response in support motion

Tiptoe pump

Air

Air

(b) Stance phase

Angular moment(a) with assist

Tiptoe pump(c) Swing phase (initial)

Fig.2 Pneumatic driving circuit
援力を発生させることが可能である．

3(b) without assist

支援効果検証Fig.4 EMG of tibialis muscle

椅子に座って足を地面から浮かせて脱力した尖足状態から支援動作を行う．フットポンプは装置から離して他者が踏んでいる．直立状態での足首角度を 0[deg.] とし，また背屈方向を正，底屈方向を負とする．ポンプ内圧力を測定した結果を図 3 に示す．歩行時に足が地面から離れた状態に相当するポンプから足を離した際にポンプ内圧力が低下
し，パイロット圧力のしきい値を下回ったときに支援が始まり背屈動作支援が始まっていることが確認できる．同様の実験において前脛骨筋の筋電位を測定した結果を図 4 に示す．支援有り (a) の筋電位が小さく, 装置による支援効果が確認できる.

4

結言

装着者の体重により圧縮した空気圧エネルギーにより背屈動作を能動的に支援する歩行支援シューズを開発している. 本稿ではフットポンプにエネルギー生成だけでなく支援タイミングのトリガー機能も持たせる支援方法を提案した. 単純背屈動作における支援効果を確認した.
今後はフットポンプの内製化による歩行支援シューズのプロトタイプ開発を行うとともに歩行動作における有用性を検証していく.

参考文献[1] 東京消防庁:高齢者の事故を防ぐために[2] 厚生労働省 平成 21 年度 不慮の事故死亡統計
不慮の事故による死亡数の年次推移

1章[3] 呉他，携帯空圧源を利用した歩行支援のための空圧ア
シスト肢の開発, 日本フルードパワーシステム学会論文集,Vol.37,No.4,pp43-49,2008.01[4] 古荘他，せん断型コンパクト MR ブレーキを用いたインテリジェント下肢装具の研究開発―第 1 報: せん断型コンパクト MR ブレーキの開発と制御型短下肢装具への応用―, 日本ロボット学会誌,Vol.25(2007),No.6,pp867873,2010.08[5] 大道 佳昇, 空気圧アクチュエータを用いた能動股継手の開発, ライフサポート,Vol.18 (2006),No.2,pp5152,2010.07― 106 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）嚥下音のウェーブレット変換に基づく官能評価の試み
Function evaluation based on wavelet transform of swallowing sound○ 可児雅弥（桐蔭横浜大院） 古滝莉加（桐蔭横浜大院） 望月勇太（桐蔭横浜大）
山内 忍（桐蔭横浜大） 本橋由香（桐蔭横浜大） 佐藤敏夫（桐蔭横浜大院）
阿岸鉄三（桐蔭横浜大） 高橋常男（前 神奈川歯科大院）
Masaya KANI, Graduate School of Toin University of Yokohama, Kurogane-cho 1614, Aoba-ku, Yokohama
Rika FURUTAKI, Graduate Scholl of Toin University of Yokohama
Yuta MOCHIZUKI, Toin University of Yokohama
Shinobu YAMAUCHI, Toin University of Yokohama
Yuka MOTOHASHI, Toin University of Yokohama
Toshio SATO, Graduate School of Toin University of Yokohama
Tetsuzo AGISHI, Toin University of Yokohama
Tsuneo TAKAHASHI, former Graduate School of Kanagawa Dental University
Abstract: It is reported that carbonated water stimulates the oral cavity and the pharynx through the physical stimulationof the carbon dioxide bubbles to induce the swallowing reflex. We measured and analyzed the swallowing sounds using a
bio sound analyzer (BSA) when the subjects swallowed carbonated water with various carbon dioxide concentration andtemperature. Parameter P and Laryngeal Elevation Time were used to evaluate the swallowing function. P and Laryngeal
Elevation Time tended to decrease with increasing concentration of carbon dioxide and decreasing temperature ofcarbonated water. This reveals that the bolus of food is being directed to the hypopharynx quickly as the larynx elevates,suggesting that the stimulation from the coldness and the bubbles in carbonated water may induce more effective
swallowing motions.
Key Words: Swallowing sound, Rehabilitation, Carbonation, Temperature, Swallowing function
1. はじめに
超高齢社会に分類される我が国では，高齢者の誤嚥性肺炎の発症が深刻化しているため，医療・介護現場では詳細
な嚥下機能検査による誤嚥の予防が必要不可欠となっている．本邦で行われている摂食・嚥下機能検査には嚥下造影検査や嚥下内視鏡検査があるが，これらの検査には X 線被爆や手技に熟練を要するといった欠点があるため，簡便性と客観性を兼ね備えた新たな嚥下機能スクリーニング検査法の提案が望まれている．そして，加齢や脳血管疾患を原因とする嚥下障害に対してはアイスマッサージなどの嚥下
反射誘発手技が実施されているが，その有効性を統一的な手法を用いて評価した報告は少ない．また，食品分野では商品開発の際に炭酸飲料の「爽快感」，ビールの「のど越し」などの官能評価が重要視される．しかし，これらの評価は主観的になされているのが現状であり，官能評価を非侵襲かつ定量的に行うための手法の確立が求められている．
我々はこれまでに，Fig.1 に示す生体雑音分析装置（BioSound Analyzer : BSA，医薬品医療機器法等未承認）を産学
医共同で開発し，嚥下音の採取とウェーブレット変換による時間-周波数解析を行ってきた．その結果，嚥下音は嚥下
時の喉頭挙上に対応する第 I 音，食塊の下咽頭への流入に対応する第 II 音，喉頭下降に対応する第 III 音の 3 つの音
響成分で構成されていることを確認し，各音の時間的位置関係を表すパラメータ P を用いた嚥下音解析システムを提案してきた (3)．また，嚥下音信号の包絡線を 3 次スプライン近似で作成することで各音の発生時間を客観的に決定する方法を検討してきた (4)．さらに，舌骨直上および輪状軟骨直下気管外側上の 2 点で嚥下音を採取することで合成嚥
下音信号を作成し，3 つの音響成分がが明瞭な嚥下音を安定して採取する方法を提案してきた (5)．

Fig.1 Bio Sound Analyzer (BSA)

Fig.2 Analysis example of swallowing sound signal
そこで本研究では，合成嚥下音信号を用いた新たな嚥下音解析システムを応用し，嚥下反射誘発効果を有するとして近年注目されている炭酸水について，温度や炭酸強度な― 107 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）どの各種パラメータの違いが嚥下機能に与える影響について調査を行った．さらに，今回の検討で得られた結果から，提案する嚥下音解析システムの定量的官能評価への応用可能性について検討を行った．

リハビリテーションに有用であり，また，冷却炭酸水嚥下
時の P の低下が炭酸飲料水の「爽快感」として感じられる
可能性があることから，嚥下音解析システムを官能評価の定量化に応用できる可能性が示唆された．

2. 炭酸水の嚥下反射誘発効果の検証
はじめに被験者の舌骨直上および輪状軟骨直下気管外側上に嚥下音採取用センサとして心音センサ（TA-701T，日本光電）を装着し，BSA を用いて 20 秒間に 2 個の嚥下音を採取した．ただし，被験者には測定開始から 5 秒および
15 秒経過時点で，できるだけ普段通りの嚥下を行うように指示をした．嚥下試料には水および炭酸水メーカーを用いて作製した炭酸強度が「弱」，「中」，「強」の炭酸水を使用し，恒温装置を用いることで各試料の温度が 10℃，20℃，
30℃となるように温度調整を行った．また，測定条件として一回嚥下量は 5ml，嚥下時の姿勢は座位とした．各試料
による嚥下音採取後，2 つのセンサで得られた嚥下音信号の振幅値を加算することで合成嚥下音信号を作成し，その包絡線を 3 次スプライン近似で作成した．その後，作成した包絡線から喉頭挙上時間（T3-T1）およびパラメータ P =（T2-T1）/（T3-T1）を算出した（Fig.3）．

Fig.4 Laryngeal Elevation Time

Fig.5 Parameter P
Fig.3 Envelope of swallowing sounds signals
3. 結果および考察
今回の検討で各試料嚥下時の喉頭挙上時間および P を算出した結果，20℃では水嚥下時と比較して炭酸水嚥下時に
喉頭挙上時間が短縮する傾向が見られた（Fig.4）．また，Pを比較したところ，20℃および 30℃の試料では水と比較して炭酸水嚥下時に P が小さくなる傾向が見られた（Fig.5）．
炭酸飲料による嚥下反射誘発効果を検証した例として，
森下らは喉頭挙上時間を飲料の食道への送り込みへのスムーズさを示す指標とし，冷却した炭酸飲料嚥下時に喉頭挙上時間が短縮すると報告している (6)．これは，20℃の試料で得られた我々の結果と同様の傾向を示している．また，
嚥下機能が低下した高齢者では，舌や嚥下関連筋が減退す
ることで食塊の送り込み能力が低下し，嚥下反射後に誤嚥が起こりやすくなるといわれている．我々が嚥下機能の指標として用いている P は，喉頭挙上時間に対する第 II 音の発生時間の比を表している．したがって，炭酸水嚥下時に見られた P の低下は，水嚥下時と比較して炭酸水嚥下時には喉頭挙上後に速やかに食塊の送り込みができていることを表している．さらに，真貝らは水や炭酸水，ビール嚥下
時に上喉頭神経が高い応答性を示し，特に炭酸水やビールに含まれる炭酸成分は，急速に変化する大きな初期応答として見られ，「爽快感」や「キレの良さ」などの感覚形成に関与すると報告している (7)．今回我々が行った検討においても，炭酸水の炭酸強度が強いほど，また温度が低いほどP が低下する傾向が見られたことから，冷却炭酸水が嚥下

参考文献(1) 日本摂食嚥下リハビリテーション学会医療検討委員会，嚥下造影の検査法（詳細版） 日本摂食嚥下リハ
ビリテーション学会医療検討委員会2014年度版，日本摂食嚥下リハビリテーション学会雑誌，Vol. 18，No. 2，
pp. 166-186，2014．
(2) 日本摂食嚥下リハビリテーション学会医療検討委員会，嚥下内視鏡検査の手順2012改訂（修正版），日本
摂食嚥下リハビリテーション学会雑誌，Vol. 17，No. 1，
pp. 87-99，2013．
(3) 佐藤敏夫，阿岸鉄三 他，ウェーブレット変換を用いた嚥下音の時間-周波数解析による嚥下機能評価の試
み，医工学治療，Vol. 17，No. 4，pp.181-187，2005．
(4) M. Kani, S. Yamauchi, Y. Motohashi, T. Sato and T.
Agishi, Time-frequency analysis of swallowing sounds in
non-invasive evaluation of swallowing function, Abstractsof ASAIO 62nd Annual Conference, p. 3, 2016.
(5) 可児雅弥，古滝莉加，山内 忍，本橋由香，佐藤敏夫，
阿岸鉄三，嚥下音信号のウェーブレット変換による嚥
下機能の非侵襲かつ定量的評価の試み，LIFE 2016
講演要旨集，pp. 626-629，2016．
(6) 森下元賀，山上翔太 他，入院高齢患者における炭酸飲料を用いた嚥下運動改善の持続効果の検討，吉備国際大学保健福祉研究所研究紀要，No. 16，pp. 7-12，2015．
(7) 真貝富夫，咽喉頭の味覚応答性―のど越しの味，日本
味と匂学会誌，Vol. 6，No. 1，pp. 33-40，1999― 108 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Measurement for Pressure Distribution during Handgrip throughFlexible Pressure Sensor Sheet
Tianyi Wang1 , Hieyong Jeong1 , Toshikatsu Funayama2 , Michiko Kido3 , Kazuo Kawasaki2 , and Yuko Ohno3
Abstract— We proposed a method to measure the handgrip
strength with the pressure distribution of each finger andpalm while grasping some objects. Although there have been
a number of studies to measure the handgrip strength, there
was not a study on measurement of each finger and palm yet.
The experiment was performed by visualizing and measuring
all pressure distribution data during the handgrip with theflexible pressure sensor sheet (PSS) which was composed ofmulti-organic transistors. The experimental system enabled us
to wrap a pole-type object with the PSS and to measure thehandgrip strength under the condition of handgrip. All of
the experimental results proved the validity of the proposed
method.

I. I NTRODUCTION
Handgrip performance has been known as a simple, accurate, and economical bedside measurement of muscle function and the progression of the movement disorders [1] ∼[6]. The grip control is of extreme importance in performing
fundamental daily activities such as eating, brushing teeth,and getting dressed [7].
However, existing systems often employ equipment thatare either too large in size or extremely expensive. Furthermore, previous work hardly paid enough attention tomeasure the pressure distribution of each finger and palm
while grasping.
Therefore, the main purpose of the present study is tointroduce a new flexible pressure sensor sheet which is composed of organic transistors and applied for the visualization
for pressure distribution of each finger and palm during
handgrip measurement.
II. M ATERIALS AND M ETHODS
A. Development of Pressure Sensor System
Fig.1 shows the newly developed pressure sensor sheet
for pressure distribution measurement while humans grasp
an object. The pressure sensor sheet is made by the organic
flexible low-voltage transistors. Organic thin-film transistors (TFTs) have attracted considerable attention in nextgeneration electronic applications such as flexible displays,
1 T. Wang and H. Jeong are with Department of Robotics & Designfor Innovative Healthcare, Graduate School of Medicine, Osaka University, Yamada-oka 1-7, Suita, Osaka 565-0871, Japan {wangtianyi,

h.jeong}@sahs.med.osaka-u.ac.jp

2 T.
Funayama and K.Kawasaki are with Department ofConsilience
Design,Graduate
SchoolofMedicine,
Osaka
University, Yamada-oka 1-7, Suita, Osaka 565-0871, Japan{funayama,k-kawasaki}@sahs.med.osaka-u.ac.jp

3 M.
Kido and Y. Ohno are
Sciences,
Graduate
Schoolofversity,
Yamada-oka
1-7,
Suita,

with Division of
Medicine,
Osaka
Osaka
565-0871,{mkido,ohno}ohno@sahs.med.osaka-u.ac.jp

HealthUniJapanFig. 1. The development of pressure sensor sheet for pressure distribution
measurement. Maximum sampling frequency is 200 Hz. The pressure sensor
sheet has the number of 2,700 (36 circumference × 75 width) pressure
sensors for each directions.

large-area sensors, and radio-frequency identification tags.
Organic TFTs possess many advantages such as large area,
low cost, and mechanical flexibility. They can be fabricatedon plastic films using a solution process such as a printing
method. Fig. 1 (a) shows an example of measured pressure
distribution when humans press the sensor sheet [8] ∼ [10].
Fig. 1 (b) shows the size and pressure sensor arrangement.
B. Experimental System
Fig. 2 shows the experimental system. The proposedsystem is composed mainly of the pressure sensor sheet forsensing the pressure, the controller for transferring measured
pressure data to the computer, the pole for wrapping the
sheet, and the computer for displaying and analyzing data.
Human subject performed experiments which was to grasp
the pole with all fingers and palm under the normal condition.
C. Grasping Visualization
The density of developed pressure sensor sheet is higher
than conventional system that make it possible to display avisualized image during handgrip.
Let Pt be an m × n matrix as measured pressure data at thet sampling time. The character of m represents the row of― 109 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 3.

Pressure distribution in cylindrical coordinate.

ACKNOWLEDGMENT

Fig. 2.

This project was funded by a Hirose International Scholarship Foundation (Grant no. J770703161), and we appreciatedthe technology support from Dai Nippon Printing Co. Ltd.

Overview of experiment system.

R EFERENCES
matrix of Pt , and the character of n represents the column.

The total sum of Pt at the t sampling time as the handgrip
strength is computed by the sum of all of elements in thematrix of Pt ,
t
Psum

m

=

n

∑ ∑ Prct ,(1)

r=1 c=1

III. R ESULTS
Fig. 3 shows experimental results in cylindrical coordinate.
Through all of experimental results, it was found that thevisualization for pressure distribution measurement of fingers
and palm was confirmed while grasping by using the flexible
pressure sensor sheet. Furthermore, it was considered that it
was possible to evaluate all contact points and the balanceof grasping force which were related to the force closure.
IV. D ISCUSSION
It is discussed that proposed method shows wide practicalapplication for clinical situation such as rehabilitation where
nurses can acquire instant feedback about patients handgrip
and patients can benefit from the visualized measurement.
V. C ONCLUSION
The present study introduced the developed flexible pressure sensor sheet which was composed of organic transistors,
and then applied for the visualization for pressure distribution
measurement of each finger and palm while grasping. Allof experimental results showed the clear visualization ofpressure distribution measurement while grasping under thetwo different conditions and evaluate all of contact points
and the grasping force for the force closure analysis.

[1] C. Dumont, M. Popovic, T. Keller, and R. Sheikh, “Dynamic forcesharing in multi-digit task,” Clin. Biomech., vol. 21, no. 2, pp. 138146, 2006.
[2] P. Raghavan, E. Petra1, J. W. Krakauer, and A. M. Gordon, “Patternsof impairment in digit independence after subcortical stroke,” J.
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[3] S. I. Lee, J. Woodbridge, A. Nahapetian, and M. Sarrafzadeh,“MARHS: Mobility assessment system with remote healthcare functionality for movement disorders,” presented at the ACM International
Health Informatics 2012, Miami, FL, USA, Jan. 2012.
[4] L. H. Jakobsen, I. K. Rask, and J. Kondrup, “Validation of handgrip
strength and endurance as a measure of physical function and qualityof life in healthy subjects and patients,” Nutrition, 2009.
[5] W. Memberg and P. Crago, “Instrumented objects for quantitativeevaluation of hand grasp,” J. Rehabil. Res. Development, vol. 34, no.
1, pp. 82-90, 1997.
[6] G. Kurillo, M. Gregoric, N. Goljar, and T. Bajd, “Grip force tracking
system for assessment and rehabilitation of hand function,” J. Technol.
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[7] S. I. Lee, H. Ghasemzadeh, B. J. Mortazavi, and M. Sarrafzadeh, “A
Pervasive Assessment of Motor Function: A Lightweight Grip Strength
Tracking System,” IEEE Journal of Biomedical and Informatics, vol.
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[8] Dai
NipponPrinting
Co.,
Ltd.,
htt p
:
//www.dnp.co. jp/saiyo/2017/lab/research/4.html (in Japanese).
[9] S. Fujimoto, et al., ”A Large-Area, Real-Time Pressure Sensor Matrix with Organic TFTs”, Printed Electronics USA 2015,
htt p : //www.idtechex.com/events/presentations/a − large − area −real − time − pressure − sensor − matrix − with − organic − t f ts −007099.asp.
[10] Y. Nirengi, et al., ”Large Area Active Pressure Sensor Sheet Driven
With Organic TFT Array”, Printed Electronics USA 2016, htt p ://www.idtechex.com/events/presentations/large − area − active −pressure − sensor − sheet − driven − with − organic − t f t − array −009715.asp.

― 110 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 111 ―

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Measurement of Respiration and Heartbeat for Bed Care by using
Large-Scale Pressure Sensor Sheet
Hieyong Jeong1 and Yuko Ohno2
Abstract— The purpose of the present study was to proposea measurement of respiratory rate (RR) and heart rate (HR)for bed care by using a large-scale pressure sensor sheet (PSS).
The settled sampling frequency of developed PSS in this paper
was 30 Hz, the adjustable sensitivity range was 0 ∼ 10 N/cm2 ,and each sensor of array was set 4 mm apart. The PSS systemenabled us to realize the continuous noninvasive monitoring
method; the continuous monitoring deleted the restriction ofdegree of freedom of movement due to contacted sensors andtheir electrical cords; the noninvasive method eliminated theneed for needles or catheters to invade the human body which
imposed a physiological stress. Through all of experimental
results, it was found that the PSS was useful for bed carebecause it was feasible to measure the RR and HR without
any contact, although the change of body posture temporarily
affected the system.

I. I NTRODUCTIONThe UK National Institute for Health and Clinical Excellence (NICE) introduced Clinical Guideline 83 (CG83) inMarch 2009, entitled ’Rehabilitation after critical illness’,
which aims to optimize the management of ICU-AW. It
recommends early identification of patients at risk of physicalmorbidity by regular short clinical assessments at intervals
throughout the patient’s hospital stay. There is an obvious andurgent need for a practical, holistic and reproducible bedsidemeasure of physical morbidity. This could facilitate patient
assessment, highlighting problem areas and guiding rehabilitation; help to monitor progress; and form an objective
measurement that is intelligible between clinical specialties
and service users. Thus the pilot study has been to develop a
lot of bedside scoring systems to grade physical morbidity inthe critical care population. However, because these scoring
systems have a significant individual difference between
clinicians, it is not easy to overcome the huge communication
barrier. Thus authors are interested in observing vital signs
for bed care without a severe physiological stress.
Fig. 1 (a) shows one example of measured pressure sensor
sheet (PSS). Fig. 1 (b) represents the derivable physicalassessment (red boxes) through measured data of PSS and
Fig. 1 (c) represents all of applicable list (blue words)
for bed care. Although all of necessary list for bed care
*The research and writing of this article were made possible by funding
from the Hirose International Scholarship Foundation and technical support
from Dai Nippon Printing Co., Ltd.
1 H. Jeong is with the Department of Robotics & Designfor Innovative Healthcare, Graduate School of Medicine, Osaka
University, 1-7 Yamadaoka, Suita, Osaka 565-0871, Japanh.jeong@sahs.med.osaka-u.ac.jp
2 Y. Ohno is with the Division of of Health Sciences, Graduate School of
Medicine, Osaka University, 1-7 Yamadaoka, Suita, Osaka 565-0871, Japanohno@sahs.med.osaka-u.ac.jp

Fig. 1. All of applicable list for bed care to derive from the pressure sensor
sheet (PSS).

cannot be covered by the PSS, it seems that all necessary
list in bed for human observation are achieved with thecontinuous noninvasive measurement as shown in Fig. 1. It
is considered that body posture (BP) is classified by pressure
distribution with a lot of related works, body weight (BW)is calculated by the total sum of measured data in spiteof the severe problem of hysteresis, and RR and HR arederived from the time or frequency domain analysis withsome designed filter. It is considered that it is a major merit
to apply for multiple physical assessment with the continuous
noninvasive method by using just one sensor of PSS insteadof human observation.
Therefore, the purpose of this paper was to confirm theapplicability of measurement of respiratory rate (RR) andheart rate (HR) for bed care by using the large-scale PSS.
The development of the thin flexible PSS enabled us toachieve the continuous noninvasive monitoring. In continuous measurement, the sheet and their electrical cords did not
limit degrees of freedom of BP. Noninvasive measurement
eliminated the need for monitoring needles or catheters toinvade the human body, thus the sheet did not impose aphysiological burden such as pain on human subject.

― 115 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2.

The developed experimental system.
Fig. 3. Results of measured data and detected peak data for one time pera subject by experimental system under the normal condition.

II. E XPERIMENTAL SYSTEM
Fig. 2 shows the developed experimental system and thecross checking system in order to confirm the validity of PSS.
Fig. 2 (a) represents an overview of experimental environment and the total used system. When any subject performed
all of experiments under the condition of the supine orlateral posture according to the experimental procedure, thedeveloped experimental system as shown in Fig. 2 (b) was
placed under the bed and tiny movements attributable to theautomatic vital signs were measured as changes in pressure.
The developed experimental system [1], [2] consistedof the PSS for continuous noninvasive measurement, thecontroller for bridge between PSS and computer, the software
for signal visualization, and the computer for saving andanalyzing data. The size of PSS in this paper for horizontal
× vertical axes was equal to 900 × 416 mm, and thenumber of pressure sensor was that horizontal × verticalaxes was 225 × 104 (=23,400) sensors with the setting offrame rate per second (fps) of 30 Hz which put on thesurface of bed. Namely each sensor of the pressure sensor
array was set 4 mm apart. Particularly, the sensitivity ofdeveloped PSS could be changed from 0 to 10 N/cm2 under
the condition of using purpose. The PSS was developed by
the organic flexible low-voltage transistors (TFT). Organic
TFTs possessed many advantages such as large area, lowcost, and mechanical flexibility.
III. R ESULTS
Fig. 3 shows the results of measured data and detectedpeak data for one time per a subject by experimental system.
Fig. 3 (a) represents the results of pressure distribution during
the spine posture (PSS(i).cdata(r, c)), Fig. 3 (b) represents
the results of sumPSS (t), Fig. 3 (c) and (d) represent theresults of filtered data with the BPF of 0.1 ∼ 0.3 Hz and1.0 ∼ 3.0 Hz, and Fig. 3 (e) and (f) represent the results offast Fourier transform (FFT) for filtered data, respectively.
As a result, red points in Fig. 3 (c) and (d) indicatedthe results of detected peak data for the RR and HR.
Data of peak-peak time which were used for the index
of classification were calculated by the difference between
two peak values [3]-[7]. It was thought that there was no
significant problem to detect the each peak value.

IV. CONCLUSIONSThis article has attempted to propose the measurement of
RR and HR for bed care by using the large-scale pressure
sensor sheet (PSS). The analysis of PSS data was helpful
for multiple physical assessments which were the essential
component of caring for patients in order to assess treatment
effects, detect procedural complications, and identify earlysigns of clinical deterioration. Furthermore, the integrationof pressure data and other bio signals enables us to improvethe care quality based on the quantitative measurement.
ACKNOWLEDGMENT
The research and writing of this article were made possible by funding from the Hirose International ScholarshipFoundation and technical support from Dai Nippon Printing
Co., Ltd.
R EFERENCES[1] S. Fujimoto et al., A Large-Area, Real-Time Pressure Sensor Matrix
with Organic TFTs, Printed Electronics USA, Santa Clara Convention
Center, CA (USA), 2015.
[2] T. Nirengi et al., Large Area Active Pressure Sensor Sheet Driven With
Organic TFT Array, Printed Electronics USA, Santa Clara Convention
Center, CA (USA), 2016.
[3] Y. Matsuura, H. Jeong, K. Yamada, K. Watabe, K. Yoshimoto,
Y. Ohno, “Screening Sleep Disordered Breathing with Noncontact
Measurement in a Clinical Site,” Journal of Robotics and Mechatronics, vol. 29, no. 2, pp. 327-337, 2017 (Open Access).
[4] T. Wang, H. Jeong, M. Watanabe, Y. Iwatani, Y. Ohno, “Fault
classification with discriminant analysis during sit-to-stand movement
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Processing, 2017 (in Press) (Open Access).
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experts with linear discriminant analysis by center-of-pressure velocity,” Intelligent Service Robotics, pp. 1-10, 2017 (Open Access).
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[7] H. Jeong, M. Kido, Y. Ohno, “Linear discriminant analysis forsymmetric lifting recognition of skilled logistic experts by center ofpressure trajectory,” Proceedings of 2016 IEEE 38th Annual International Conference of the Engineering in Medicine and Biology Society,pp. 4573-4576, 2016.

― 116 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）「お元気ですかコール」データベースに基づいた在宅コミュニケーションロボットの提案
The Proposal that a Communication Robot Utilizing the Data of “How Are You?”Call○ 赤松和衡（大阪工業大学）  辻川覚志（つじかわ耳鼻咽喉科医院）  本田幸夫（大阪工業大学）
Kazuhira AKAMATSU, Osaka Institute of Technology
Satoshi TSUJIKAWA, Tsujikawa ENT Clinic
Yukio HONDA, Osaka Institute of Technology
Abstract: It is feared that the increase of elderly people living alone will have an impact on community care systems. If
we can improve their knowledge of how to live independently with the use of communication robots, it will not only assist
them in their lives but also reduce the burden on regional care systems. Although the report this time has limited results, it
was found that elderly people can receive information with the push of a few buttons. Even before the AI (Airtificial
Inteligence) report was completed, evidence seems to suggest that robots could be a provisionally availabe support system.
Key Words: Communication Robot, Elderly Living Alone, Database of Wisdom of Seniors Living Alone
1. はじめに
近年，独居高齢者の増加は彼らを外部から支える医療・
介護・福祉のサービスに対する負荷を増大させ，超高齢社
会における社会保障制度の根幹を揺るがしかねないことが危惧されている[1]．しかし一方で何でも一人で対応しなけ
ればならない一人暮らしは，その人の能力を衰えさせず健
康寿命を一日でも長くさせる効果が期待できる[2][3]．つまり，一人暮らしを適切に支援することで，地域ケアシステ
ム全体への負担を軽減させる可能性があるといえる．そこで，辻川がすべての年代層から聴取したデータをもとに定型的応答に基づくコミュニケーションロボットを製作し，それに対する 60 歳以上の人々の評価を調査したので報告
する．
2. ロボットについて
2.1 発話データの概要
大阪府門真市医師会は，2011 年から 6 年間に渡って 60
歳以上の 167 名の独居者に 1 万回以上電話をかけ，日常の情報交換をすることで支援する活動を行っている．その一部を表 1 に示す．そこから収集した暮らしの知恵や秘訣と，
つじかわ耳鼻咽喉科に来院され，アンケートに応じてもらえた 10 代～90 代までの 3500 名からのヒアリング結果も加味し，応答集化したものを使用した．応答集の特徴は，お元気ですかコールで得られた独居高齢者が遭遇しやすい諸問題を聞き出しながら情報提供するノウハウをロボットに実装することにある．
表 1．お元気ですかコールのデータ例
年齢・性別

意見・情報

一人で一日居ると寂しい時もある。
80代女性
この電話はありがたい。
90代女性

ご飯が食べにくいのでお粥にして食べてます。
生徒さんが来る日は元気になります。まだまだ現役で頑張ってます。

80代女性

食事の支度はヘルパーさんにして頂き、調子の良い時は買い物に一緒に行きます。
水分もまめに取る様にしてます。

コーヒーを飲みに行ってました。
80代男性 男性は中々外へ出ません。
でも外へ出ると元気がもらえ、皆から「元気やなあ」と言われます。
80代男性

最近は息抜きを忘れずにやってます。歩きたい時に歩く。
毎日これをしないとダメ、と決めつけない様に。

2.2 ロボットの概要 外観は図  に示すような，高さ >FP@，幅 >FP@，奥行き >FP@程度の大きさのぬいぐるみとした．コミュニケー
ションをとるために操作ボタン，スピーカ及び
5DVSEHUU\3L0RGHO% を使用した．対象者とは操作ボタン
を用い意思疎通する．5DVSEHUU\3L は 5DSELDQ-HVVLH で動作させ，発声エンジンは名古屋工業大学による +00 テキス
ト音声合成システム 2SHQ-7DON>@を使用した．図  に動作の流れを示す．












図 ．ロボットの外観

図 2．フローチャート
3. 実験
3.1 実験概要
 お元気ですかコールで得られたノウハウをコミュニケー
ションロボットの応答に活用する第一段階として，本実験
はコミュニケーションロボットに対する印象およびロボットの使用による対象者の気分変化を検証することを目的とする．そのためにまず予備アンケートとして，コミュニケーションロボットに対する興味の有無，使用意欲の有無を収集し，その結果を踏まえて実験を行った．予備アンケー
トは  歳以上の女性  人男性  人の計  人に回答してもらった．そのうち独居者は  人，そのうち女性は  人であった．実験ではロボット使用前後の気分と会話内容の評価，外観・音声・操作性・会話成立の度合いを評価項目とした．ロボット使用前後の気分は次の項目に対し  ポイ
ントを上限として評価してもらった．
・リラックス－緊張・明るい気分－暗い気分
・落ち着いている－落ち着かない・生き生きしている－活気がない― 117 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）・元気－疲労・気分が落ち着いている－混乱している また，音声については以下の  種類用意し評価してもらった．
・ 低めの男性のような音声
・ 高めの男性のような音声
・ 低めの女性のような音声
・ 高めの女性のような音声
3.2 実験方法 実験は， 年  月  日から  日までの間に講演会場
並びに大阪府門真市にあるつじかわ耳鼻咽喉科診療所にて調査協力を得た  歳以上の独居高齢者女性  人男性  人の計  人を対象に行った 表  ．まず実験趣旨を説明しロボットの操作方法を説明した後，音量の確認も含め  種類の音声を試聴し評価してもらった．次に，会話機能を使用
しロボットの問いかけに対してボタンで応答する操作を一通りの会話が終わるまで続けてもらった．その後，ロボット使用前後の気分と会話内容の評価，外観・操作性・会話成立の度合いを評価してもらった．
本研究はヘルシンキ宣言に準拠して対象者への十分な説
明と同意のもとに施行した．また本研究に当たり，その研究計画及び倫理的配慮について，本研究に関与していない
 人の地域医師会法規担当理事の医師により，厚生労働省
による臨床研究に関する倫理指針，文部科学省・厚生労働省による疫学研究に関する倫理指針に基づいて，その適切性及び妥当性を審査され承認を受けた．

表 ．実験参加者
No.

年齢

性別

ロボットへの興味

1

78

女性

一度試したい

2

77

女性

あれば便利

3

88

男性

一度試したい

4

79

女性

あれば便利

5

75

女性

一度試したい679

男性

試してもよい

7

74

女性

あれば便利

8

84

女性

あれば便利

9

77

女性



10

86

女性

一度試したい1170

女性

一度試したい

12

79

女性




4. 結果および考察
4.1 予備アンケート結果
予備アンケートの結果を図 3 に示す，ロボットに興味を持つ人は 65 人で，そのうち独居者は 53 人，同居者 12 人であり，家族形態による差は認められなかった．しかし，試用意欲の有無では，試用したいと回答したのは独居者 26
人，同居者 2 人であり，独居者の方が有意に高いことがわかった．ともにカイ二乗検定で危険率 5%を採択した．また，同居者が少数のため信頼性は乏しいが，試用意欲を示した 2 人はどちらも女性で，アンケートに回答した男性 4人はすべて試用意欲を示さなかった．一方，ロボットに対して否定的な評価をした人は 36 人でその理由を複数回答
可で問うと，今の暮らしに不要と回答した人が 12 人，機械物は苦手とした人が 10 人，ややこしいものはいらないと回答したのは 3 人，お金をかけてまでは不要としたのは 2 人であった．同居者がロボットに興味を持ちつつも使用意欲がなかった理由として，ロボットを使用するよりも同居生
活者とのコミュニケーションに重きを置いていることが考えられる．一方で独居者が使用意欲を示したのは，相手がロボットであってもコミュニケーションをとりたいという理由が考えられる．

図 3．予備アンケート結果(左：ロボットへの興味，右：使用意欲の有無)
4.2 実験結果
実験において，外観の評価を良とした人は 4 人で全員が女性，まあまあと回答した人は 5 人で女性 4 人男性 1 人であった．会話内容の評価は，良とした人が 6 人で全員が女
性，まあまあと回答した人は 4 人で女性 2 人男性 2 人であった．会話の成否は，成立したとする人が 7 人で女性 6 人
男性 1 人，3~5 割または一部の成立感とした人は 2 名で男女それぞれ 1 人ずつであった．全体として一部成立の人まで含めると，無回答の 2 人を除き全員がある程度の会話が行えたと感じると回答した．外観の評価からロボットは非人型でも問題ないことが窺える．会話内容の評価および会話成立の成否から，独居高齢者から収集した暮らしの知恵を応答集化したものは会話として適当であったと考えられる．
音声については，「高めの男性のような音声」「低めの女声のような音声」について良とした人がそれぞれ 7 人，「低めの男性のような音声」に対して良と回答した人が 6 人，
「高めの女性のような声」が良いとした人は 2 人であった．
また，操作性について良いとした人は 8 人であった．この結果から，どのような音声が良いのかは個人の好みによるということがわかった．操作性においては，良いとした人が多かったのは，ボタン操作により比較的簡単に操作できたためだと考えられる．一方で思わず手が触れてしまい押
し間違えてしまうといった問題もある．
気分項目について図 4 にある実験参加者の結果を図 5 に
全体の平均結果を示す．このグラフは値が高いほど気分がネガティヴであることを示している．また，各項目に対し危険率 5%としてマン・ホイットニーの U 検定をかけ，ロボット使用前後の気分に有意な差があるか調べた．その結果，「暗い気分」の項目において，ロボットを使用する前よりも使用後の方が有意に明るい気分になったという結果が得られた．一方，その他の項目においては有意性が見られなかった．しかし，図 2 において「緊張」「落ち着かない」「混乱している」の項目にも改善傾向がみられた．また，「緊張」の項目は人によってばらつきがみられたものの，「暗い気分」「活気がない」「疲労」の 3 項目について 12
人中 6 人が改善を示し，「落ち着かない」「混乱」の項目は12 人中 8 人に改善がみられた．
以上のことから，本ロボットの対象である独居高齢者に対して，外観や音声等といった印象は好感触であり，また，― 118 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ロボットを使用することで心理的な改善が期待できるという知見が得られた．

図 4．ある実験参加者におけるロボット使用前後の気分値

図 5．全体におけるロボット使用前後の気分値平均
5. まとめ近年，独居高齢者の増加が問題となっている．そこで，一人暮らしを適切に支援することを目的として，独居高齢者から収集した暮らしの知恵を応答集化し搭載したコミュ
ニケーションロボットを提案した．本ロボットについて印
象や使用後の気分変化について評価した．その結果，ボタンを介する定型的応答のコミュニケーションロボットであっても一定の効果が認められた．また，高齢期の独居生活に必須の知識を大量に提供し続けることで，ロボットと対象者との接触を継続させうるものと期待された．
6. おわりに本ロボットでは，独居高齢者から収集した暮らしの知恵をボタン選択肢に整理しなおし情報提供することを試みた．
今回，会話はある程度成立したが，実際に多種多様な情報提供を行う場合十分にユーザが満足できる情報提供レベルに達することは容易ではないことが分かった．しかし，大部分が年金生活者である独居高齢者を対象としたロボット
は低価格帯でなければ普及を望めないという制約を抱えつ
つ，同じ立場の人々の現状を伝えて認知行動療法に近い効果を狙うことは[5]，たとえ不十分な効果であっても地域ケ
アシステム全体の維持に役立つものと考える．
そのうえ本実験は少数な上に，主に医師が実験参加者に説明して使用してもらう形式をとったのでバイアスがかかり，肯定的に評価される人が多かったという可能性がある．
しかしその一方で試用希望者の割合について，独居者が同居者より有意に高かったことは，本ロボットが提供しようとする情報が対象者にとって有用なものとして認識されていることを示唆している．
人が誰かとコミュニケーションを取ろうとするとき，何か目的がなければ，継続して意思疎通を取ろうという動機付けが起こりにくい．ロボットから提供される情報は，その人にとって必ず有用なものでなければならないうえに，

その情報量が大量でなければ，すぐに使用されなくなるものと考えられる．今回作成したロボットの情報量は，字数にして 9 万字，本にして 1 冊分であり十分とはいえない．
加えて一回だけのしかも短時間の試用であり，なおかつ，診療所や講演会場という特殊な環境で行ったものであるた
め結論を出すことはできない．しかし，実験参加者の半数以上において，会話が成立しロボット使用後に心理的な改善が認められたことから，ロボットが一定の効果をもたらしたのではないかと考える．
独居高齢者は，衰えゆく心身とともに，何もかも自分一人で対応しなければならないという厳しい環境にいる．心身が確実に衰えていく中で経験するその厳しさは，実際にその立場にいる者でなければわからない．その意味で，今回使用した高齢者支援応答集も不完全なものであり，到底，一人暮らしの厳しさに迫ることはできていないと推測される．しかも，その実態は独居高齢者自身ですら 100%認識されているわけではなく，むしろ，意識的に考えないようにしている面もある．そのような状況の中で，どのようにデータを集積しようとしても限界が出てくることは当然であり，いかに高度な情報収取技術が出現してきても当事者の脳が発信しようとしていない情報を完全に把握することは至難の業だと考える[6]．
しかしその一方で今回使用した不完全な定型的応答集であっても，情報提供するだけで一定の効果を見込める可能性が判明した．本ロボットを多くの独居高齢者に使用してもらうことができれば，彼らを心理的に支援することにつながり，ひいては，地域ケアシステム全体を維持する方向に寄与する可能性を秘めていると思われる．
確実に到来するであろう超高齢社会では，今後出現してくる高度な AI を利用した高齢者支援システムの支援が期待されている．しかし、AI が真に有用なツールとなるためには、今回の実験で活用した「お元気ですかコール」で得られている過去の知見を活用することが実用化のキーポイントであると考えている．今後，さらなるロボットの改良と実証試験を進めることと併せ、得られたデータを AI シ
ステムとして進化させることで，より使いやすく効果的なロボットを実現していきたいと考えている．
参考文献[1] 内閣府，平成29年版高齢社会白書，pp. 8-10，2017．
[2] 辻川覚志，“老後はひとり暮らしが幸せ”，水曜社，pp.
200-206，2013．
[3] 辻川覚志，“老後のホンネ、幸せなのはどっち？”，PHP研究所，pp. 003-007，2017．
[4] Open JTalk, http://open-jtalk.sourceforge.net/[5] González-Prendes, A.Antonio, “Cognitive Behavioral
Therapy”, Oxford Bibliographies.doi:
10.1093/obo/9780195389678-0149, 2012.
[6] 本田幸夫監修 開発社，“「人工知能」の今と未来の話”，
PHP研究所，pp.218-219，2016．

― 119 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ナースコールログデータのコール数・センサコール数の病棟間比較
Comparison between wards of the number of total calls and sensor calls of nurse call log data
○ 森武俊（東大）
小林康司（東大医科研病院）

野口博史（東大）
真田弘美（東大）

小柳札恵（東大病院）

宮原真紀（東大）
村山陵子（東大）

荒木大地（東大）
山本千恵美（東大病院）

池川充洋（ケア環境研究所）

T. MORI, H. NOGUCHI, M. MIYAHARA, D. ARAKI, H. SANADA, The Univ. of Tokyo.
K. KOBAYASHI, C. YAMAMOTO, H. KOYANAGI, The Univ. of Tokyo Hospital.
M. IKEGAWA, Care Environmental Laboratory Co., Ltd.
Abstract: Number of total nurse calls and sensor calls of nurse call log data could be used for the objective state of the entire
ward. Comparison of the nurse call log record between wards of a large university hospital showed that the number of total
nurse calls increased significantly in wards related to neurology internal medicine, respiratory internal medicine, and geriatricdepartment. The increase was related to the number of automatic sensor calls, examining the type of calls. These suggest that
introduction or addition of sensors to nurse call system should be considered fully for the busyness and the safety of wards.
Key Words: Busyness, Safety, Medical department, Nurse call system, Leave-off
1. はじめに1-1 背景医療の高度化，患者層の高齢化，平均入院日数の短縮など，昨今看護業務の多忙化，困難化が進んでいると言われている．そして，これらは看護師の離職率を高めるリスク要因とされている (1)．また，職場環境や看護師配置計画が適切でないと，看護師のバーンアウトや患者死亡率の上昇といった悪影響を及ぼすことが報告されている (2)．看護師の職場環境を改善し，患者の療養環境を改善するためには，病棟の継続的かつ長期的な観察に基づく客観的かつ効率的な実態の把握方法が必要である．
看護師の業務状況の分析にナースコールシステムのデータを活用した事例がいくつか報告されている (3-4) が，中期的・長期的な視点で看護師の業務状況の把握や改善の検討にデータを活用する報告は極めて稀であり十分に知見の整理も行われていない．
ナースコールシステムを導入している病院では，患者が自発的にボタンを押して看護師を呼び出すとき，あるいはベッド周りに設置されたセンサが離床など何らかのイベン
トを検出したとき，看護師の呼び出し音が鳴る．したがって，看護師の呼び出しの頻度は，患者の状態や呼び出しの必要性，看護師の行動や作業負担，すなわち病棟全体の客観的な状態を表すと考えらる．通常，これらナースコールシステムでは，1 時間ごとにコール履歴を蓄積できるようになっている．データには，病棟フロア，部屋番号，ベッ
ド番号，ナースコールの種別（タイプ）が記録される．
このナースコールログデータの活用は，各病棟の担当診
療科・病床数の変更，看護補助者や新しい看護体制を導入すべきか否かの意思決定に援用することができる可能性がある．

本研究は，研究者らの所属する東京大学医学部倫理審査委員会の承認を得て実施した．使用したナースコールログ
データは，全て連結不可能・匿名化されたデータである．
2. 方法・結果
病院のナースコールの記録履歴を分析し，主診療科の異なる病棟の間のコール数およびその種別を比較した．対照はある１つの大規模大学病院とした．26 病棟で構成される．
まず，2002 年度より 2014 年度までの 13 年間のナースコールの総数とその病棟別の内訳を調べた。図 1 に結果を示
す．黒い折れ線グラフで示す入院患者数が横ばいなのに対して，ナースコール総数は基本的に年ごとに増加し，2002
年に 88 万件程度であったものが，2011 年には 134 万件程
度と，10 年で 1.5 倍のペースである．2005 年および 2012
年は前年よりナースコール総数が減少している．2014 年には 155 万件程度と，入院患者 1 人あたり 3.9 件，病院全体
で 1 日あたり 4240 件，1 時間あたり 177 件，コールが鳴っている．色は病棟を表しているが，黄緑から水色・紺にかけての増加が多い．

1-2 目的
本研究では，大規模大学病院におけるナースコールログ
データ（ナースコール履歴）を分析することにより，異なる病棟間の総コール数およびセンサコール数を比較する．
呼び出し回数を増やす要因を探ることで，病棟の安全の確
保，看護師の繁忙度の低減，患者の QOL の向上を目指す．

― 120 ―

Fig. 1 Thirteen years history of the number of nurse calls

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2 The number of nurse calls from 2012 to 2014
そこで，より詳細に検討するため，2012 年度から 2014 年
度の 3 年間のナースコールの総数を調査した．結果を図 2に示す．ナースコール数の多い病棟の主診療科は，A)老年病科，B)神経内科・呼吸器内科，C)脳外科，D)消化器内科，
E)整形外科，F)アレルギーリューマチ内科・呼吸器内科，G)血液内科，H)大腸肛門外科・血管外科，I)心臓外科・呼吸器外科，J)小児外科の順であった．最も多い A)老年病科では 1 年あたり約 10 万 8 千件，1 日あたり 295 件のナースコールが鳴っており，5 分に 1 回以上という計算になる．この病院の実働病床数は 1 病棟あたり 40 強程度である．
ナースコールのログデータは，コール種別でも記録されている．図 2 において，赤は患者がボタンを押したコール，
黄色と黄緑は病室のベッド付近で接続されているセンサによるコール，水色は医療者が緊急時にベッドサイドで押したコール，紺色はボタンやセンサの脱落・断線によるコー
ル，紫色は病室内のトイレ・バスからのコールを表している．センサコールは，通例フットセンサやロープセンサなど離床を検知するセンサを接続して自動コールを行うものが多い．A)老年病科や J)小児外科においてセンサによるコールが多いこと，E)整形外科において医療者による緊急ボ
タンコールが相対的に多いことが分かる．A)老年病科の赤色で表された患者によるボタンコールは，B)神経内科・呼吸器内科や C)脳外科，あるいは D),E)F),G)といったコール
総数が少ないフロアよりも多く，センサコール数を減らすことができれば，いわゆる割り込みにあたり繁忙度や繁忙感に関わるナースコールの数を減らせる可能性がある．
そこで，2012 年度から 2014 年度の 3 年間について，ナースコール数の多い方から 10 番目までの病棟について，
コール数の増減や種別の割合の変化を検討した．図 3 に上位 10 病棟について，上から 2014, 2013, 2012 年度のナース
コール数のグラフを示す．C)脳外科や J)小児外科がナース
コール総数を減らし繁忙度が減少している可能性があるのに対して，A)老年病科ではナースコール数が純増している．
コール数が多い上位の病棟のナースコール種別を調べた
ところ，コール数の増加は黄緑色で示される離床センサなどからのセンサコールによるものであった．多くの病棟において，センサコールが増加すると，それとともに赤色で示される患者によるボタンコールも増えている．センサをナースコールシステムに接続することで病棟が繁忙となっている可能性が推察される．特に A)老年病科においては2012 年度から 2013 年度の間でナースコール数が激増してFig. 3 Transition of the number of nurse calls
at the wards with top ten frequency
おり，その増加は特にセンサコール数によるものである．
一方 J)小児外科ではセンサコール数減によりコール数も大幅に減少している．なお，A)老年病科における 2014 年度の
転倒転落数は 42 件，B) 神経内科・呼吸器内科で 15 件，C)
脳外科でも 15 件，一方，J)小児外科においては 4 件である．
また，A)老年病科の 2014 年度の離床センサ保有数は 15，B)神経内科・呼吸器内科は 9，C)脳外科は 5，J)小児外科は0 である．
3. おわりに
大規模大学病院の 13 年分のナースコールログデータを収集・分析したところ，老年病科，神経内科・呼吸器内科に関連する病棟では，看護師へのナースコール数が極めて多く，また大幅に増加していた。 コールの種別を調べると，主として離床センサによる自動コールとされるセンサコー
ルに関連していた。センサをナースコールシステムに接続することで，病棟が忙しくなる，繁忙感が増大する可能性が高いことが推測された。 センサの接続は，病棟の安全と繁忙度を十分に検討して行うべきであることが示唆されたと考えている．すなわち，転倒転落リスクアセスメントにより離床センサを導入しインシデント等を減少させることを目指しても，必ずしもその目的が達成されるとは限らず，病棟の繁忙度を安全性とともに十分に総合的に考慮した上でセンサをシステムに接続する必要があると考えられる．
参考文献(1) Aiken LH, Clarke SP, Sloane DM, et al. “Hospital nurse
staffing and patient mortality, nurse burnout, and job
dissatisfaction,” JAMA. No. 288, pp. 1987-1993, 2002.
(2) Holden RJ, Scanlon MC, et al. “Higher quality of care andpatient safety associated with better NICU work,” J NursCare Qual. Vol. 31, no. 1, pp. 24-32, 2016.
(3) Relationship between call light use and response time andinpatient falls in acute care settings. Tzeng HM, Yin CY. J
Clin Nurs. Vol. 18, No. 23, pp. 3333–3341, 2009.
(4) 患者ケアの充実をはかるためにナースコールデータをもとに看護介入した結果と効果．川内 花容理, 辻 美佐枝, 宇野 由記, 丸木 ひろみ, 大北 美恵子．日本医療情報学会看護 学術大会論文,
Vol. 13, 224-227, 2012.

― 121 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）病棟における警報優先度評価方法についての基礎的検討
Study of alarm priority evaluation on the hospital ward
○ 星 善光（都立産業技術高専）
Yoshimitsu HOSHI, Tokyo Metropolitan College of Industrial Technology
1. はじめに
医療現場には警報を備える多くの医療機器が存在し，医療従事者は複数の警報に対峙している．警報優先度は業務中の経験により決定されるが，優先度が必ずしも正しいとは限らない．警報優先度の評価は重要だが，複数の警報が存在する環境において，客観的に警報優先度を評価することは困難である．本研究では複数の警報が存在する環境における優先度評価方法について，ナースコールを例として検討することを目的とした．本報告では，警報についての知見をまとめ，警報優先度を決定する要因と評価方法について検討した結果を報告する．
2. 警報に対する信頼度
機器に備わる警報は，機器操作者に故障などの情報を伝える機能を持つ．機器操作者が警報から情報を受けた時にする行動の判断は，機器操作者の経験や状況により異なる．
特に経験に基づく判断は警報の効果を評価する上で重要である．経験を数値化することは困難である．筆者はこれまでに簡単化のため警報から情報を受けた後の行動を，警報からの情報に従い何らかの対処行動を行うか，警報からの情報を無視しなにも行動しないかの二択とし，対処行動をとる確率を対警報信頼度と定義して検討を進めてきた (1)．
対警報信頼度は機器操作者が警報に対して持っている，経験に基づく信頼度を表す．
3. 警報優先度の検討
医療機器が二台以上存在し，警報も二つ以上である場合
は，個々の警報についての対警報信頼度を考える必要がある．対警報信頼度の低い警報については対処が行われない可能性が高いため，残りの警報だけを対象として各警報への優先度が設定されると考えられる．優先度が決められたとしても，対警報信頼度の高い警報が低い警報より優先される．例えば，ナースコール呼出へ対処するケースでは，担当場所だけでなく，患者の重症度等により無意識に優先度が決められ，順番に対処する．

5. 評価方法についての検討
警報優先度の評価方法として，既存のデータを活用する
方法と，測定装置を増やす方法が考えられる．
既存のデータを用いる方法として，警報の発生時間と警報に対処した時間の記録を分析する方法が考えられる．これまでにナースコールのログデータを用いて，警報の発生
時間と対処時間から警報の信頼度，優先度を評価する手法を研究してきた．この手法の利点として，既存のデータを利用するため，新たな装置やデータ測定を必要としないことが挙げられる．多くの病院にナースコールが導入されており，記録されているデータも多いことから，現状評価を目的とした場合，有効であると考えられる．欠点としては，記録されている情報の種類が少なく，周囲の状況などが記録されていないため，周辺記録との関連付け等が必要であること，正確性の評価が難しいことがあげられる．
測定装置を追加する方法として，警報装置と警報装置の停止ボタンに記録装置もしくはデータ発信器を取り付け，
警報発生時と停止時を記録する方法が考えられる．装置を追加することで正確な時間や状態を記録することが可能であり，詳細な分析や評価が可能である．この方法の欠点としては，測定装置の追加が必要であるため，費用や時間が多くかかる点，多くの病院で測定することが難しいことが挙げられる．
6. おわりに
これまでの知見を基に，警報優先度が決定されるモデルと優先度評価方法について検討した．特に医療現場においては警報が増加しており優先度についての議論や重要性が増しているが，検討するための材料が少ない．今後は今回提案したモデルを基に，警報優先度を調べる実験を進め，モデルの要素の数値化を進めていく予定である．また既存のデータ分析の他，装置を追加した評価方法を実際に行い，問題点を探る予定である．

4 警報優先度を決定する要素
ここまでに述べたように，警報優先度は複数警報の中から対警報信頼度の高いものだけについて設定されると考えられる．優先度が設定される警報については，例えばナースコールの場合重症度や病室等が要因となり決定される．
病棟における警報を想定した場合，日常的に警報が鳴り続けるモニター等は対警報信頼度が低く，ナースコールなどは対警報信頼度が高いと予想される．この想定の場合，ナースコールには優先度が設定されるが，モニターには優先度が設定されないと考えられる．対警報信頼度を個々の警報について実験的に調べることは可能であるため，どの警報に対して警報優先度を検討する必要があるかを絞り込
むことが可能であると考えられる．

― 122 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）簡易型時空間・力学的歩行解析システムの開発と高齢者の TUG 計測への適用
Development of Spatiotemporal and Kinetic Gait Analysis System for TUG○ 江口僚（慶大院）  萬礼応（慶大院）  高橋正樹（慶應大）Ryo EGUCHI, Graduate School of Science and Technology, Keio University
Ayanori YOROZU, Graduate School of Science and Technology, Keio University
Masaki TAKAHASHI, Faculty of Science and Technology, Keio University
Abstract: Spatiotemporal and kinetic gait analysis provides important information for movement function evaluation of
the elderly. Although motion analysis laboratories with infrared motion capture cameras and force plates are the gold
standard measurement technologies for analysis, they are, in most cases, impractical for community health centers or
general clinical settings because of their cost, scale, and usability. This paper presents an accessible gait analysis systemthat uses simultaneous measurements of a laser range sensor (LRS) and instrumented insoles. In the proposed system,
strides step width, cadence, and walking speed are measured by the LRS. GRF and COP are estimated by sensor analysis
taken from the insoles. In addition, stance durations including single limb support and double stance are detected at theinsoles from accurate measurements of initial and end foot contact time. The GRF estimation method derived from theinsole sensors and the integrated system with the LRS have been used to measure straight walking and Timed Up and Go
test (TUG) including turning motion, and validated by comparing results with data obtained from motion analysis
laboratories.
Key Words: Gait analysis, Laser range sensor, Instrumented insole, Timed Up and Go test (TUG)
1. 緒言
高齢者の転倒は高齢化社会における重要な課題の一つであり，75 歳以上の高齢者の 30%が毎年 1 回以上の転倒を経験していることが報告されている(1)．これを受けて，地域保健活動において高齢者の転倒予防に向けた体力測定や歩行訓練が実施されている．中でも，厚生労働省の体力測定マニュアル (厚生労働省, 2009) における計測項目である Timed up and go (TUG) 試験は，被験者の歩行能力や動的バランス，敏捷性などを総合した機能的移動能力を評価するテストとして広く活用されている．
TUG は，図 1 に示すように被験者が椅子に座った状態から立ち上がり，3 m 先のマーカを回って，再び椅子に座る試験であり，被験者には走らない最大歩行速度で行うように指示を与える．地域保健活動における TUG 試験では，計測者が介添えを行いながらストップウォッチを用いて，被験者の歩数をカウントしながら立ち上がりから着座までの課題遂行時間を計測することが一般的である．
一方で，より詳細な運動機能の評価のため，一般的な歩行解析で用いられる歩行速度，歩数，歩行率，ストライド
長，歩幅，歩隔，片脚・両脚支持脚時間などの時空間パラ
メータや，反応（立ち上がり）時間，一歩目時間（一歩目の離床時間），コーンとの最短距離を計測することが求められている．しかし，これらの歩行パラメータを計測する際に一般的に用いられる三次元動作解析装置は，高コストかつ装置の規模が大きく，多数のマーカ貼付の必要性や計測操作の難しさなどから，地域保健活動の現場での利用が困難である．
そこで，我々は小型で二次元平面の距離情報を広範囲か
つ 高 精 度 に 取 得 可 能 な レ ー ザ 測 距 セ ン サ (LRS: Laser
Range Sensor) を用いた，TUG の計測システムを提案してきた(2)(3)．このシステムは，LRS を脛の高さに設置し，被験者の両脚をスキャンすることで脚位置を取得した後，カルマンフィルタを用いて追跡を行い，取得した両脚の移動軌跡に基づいて歩行パラメータを算出する．ここで，TUGにはターン動作が含まれるため，必ず片脚が LRS から隠れる状況が生じ，脚の見失いや誤識別が生じやすい．そこで，人の歩行位相の周期性を考慮した相関処理やスプライン曲線を用いて，隠れている脚の観測値を補間する手法を提案
し，歩行パラメータの計測精度の向上を確認した(3)．
運動機能の詳細な評価のためには，歩幅，歩隔などの空間パラメータに加え，歩行中の足接地面に生じる床反力やそ の 地 面 への 作 用 点で あ る足 底 圧 中 心 (COP: Center ofPressure) などの力学パラメータを計測することが重要となる．これらのパラメータの計測には，一般的に床反力計が用いられるが，高精度の計測が可能である反面，コストが高く地域保健活動への導入が難しい．また，床面に設置して使用するため計測範囲が制限され，長距離の歩行を連続的に計測することが困難である．

Participant

Nursing
attendant
StopwatchMarkerFig. 1TUG in the community health activity― 123 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）これに対して，靴に挿入して足裏にかかる力を計測する
インソール型計測装置（Pedar (Novel, Munich, Germany) ，F-Scan (Tekscan, South Boston, US) など）が市販されており，
歩行中の床反力を垂直分力のみではあるが精度良く計測できることが示されている．しかし，床反力計と同様に装置自体の導入コストが高く，利用が難しい．
これらの背景から，少数の安価な力センサを配置した低コストのインソール型計測装置を用いて，床反力を推定する手法が提案されている．具体的には，インソール型計測装置と床反力計により歩行中の床反力を同時に計測し，両データを用いて線形回帰(4)やニューラルネットワーク(5)などの機械学習を行うことで，インソール型計測装置の各センサの計測値から床反力を推定するモデルを構築する．
しかし，この手法により床反力を誤差 10%以内で高精度に推定できることが報告されているものの，床反力計が設置されていない環境での利用が困難であるという問題点があった．
そこで，我々は床反力計を必要としない床反力推定手法を提案した．その方法として，少数の力センサを配置した
イ ン ソ ー ル 型 計 測 装 置 計 測 装 置 (iPMS: insole planterpressure measurement system) を開発し，装置単体で片足立ちと直進歩行を計測することで，片足立ち中の各センサの計測値を被験者の体重値に合わせるように線形回帰による重みづけを行った．この提案手法により，従来手法と比較して大きく精度を劣化させずに直進歩行中の床反力を推定可能であることを示した(6)．
本研究では，これらの LRS と iPMS を用いた計測システ
ムを統合し，時空間・力学パラメータを同時に計測可能な，
アクセシブルな歩行解析システムを提案する．具体的には，
空間パラメータである歩幅，歩隔，ストライド長，歩行速度を算出するための脚の位置を LRS から，力学パラメータである床反力と COP，および時間パラメータである単下肢・両脚支持時間を iPMS からそれぞれ計測する．提案シ
ステムを用いて直進歩行と TUG を計測し，従来の計測シ
ステムと比較することで妥当性を検証する．
2. 計測システム
2.1 システム構成
本研究で提案する計測システムの概要を図 2 に示す．計測システムは LRS と iPMS，および TUG 計測時のマーカコ
ーンと LRS の位置合わせ用の 2 本のポールから構成される．
LRS は脛の高さ (0.27 m) に設置し，図 3 のように 2 次元
平面上にレーザを照射して距離データを取得し，脚位置を計測する．また，iPMS は被験者の両足の靴にそれぞれ挿入し，床反力と COP を計測する．両装置は PC を介してUSB ケーブルと無線により同期をとる．
2.2 LRS
2.2.1
計測装置
本 研 究 の 提 案 シ ス テ ム で は ， LRS と し て UTM-30LX(Hokuyo Automatic Co, Ltd., Osaka, Japan) を使用する．
UTM-30LX はセンサの正面を 0°として±135°の 2 次元平面上の距離データを 0.25°毎に最大 25 ms (40 Hz) で計測することが可能である．
2.2.2
脚位置計測アルゴリズム(3)LRS を用いて歩行中の空間パラメータを計測するため，取得した 2 次元平面上の距離データから脚位置の検出および追跡を行う．この際，歩行位相を考慮した加速モデルを用いて，脚の位置と速度をカルマンフィルタで推定する．
この手法を用いた足の追跡により，旋回動作を含む TUG
における脚の移動軌跡を三次元動作解析装置と比較して誤差 50 mm 以内で計測できることが確認されている(3)．

USB cable
Radio
Pole
LRS
iPMS

MarkerX
Y
Fig. 23.0 m
Proposed measurement system for TUG

Pole

X
LRS

Y

Leg detection

Pole

Fig. 3

Image of scanning data of a LRS

Fig. 4― 124 ―iPMS (Instrumented insole)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.3 iPMS
2.3.1
開発装置
イ ン ソ ー ル 上 に 15 枚 の 力 セ ン サ (FlexiForce A301,
Tekscan, South Boston, US) を配置した，図 4 に示す計測装置 (iPMS) を開発した．全てのセンサは左右足で位置が対称になるように配置した．力センサは，センサ部に力を印加することで抵抗値が減少するため，力と抵抗値の関係から印加された力を算出することができる．そこで，はじめに ロ ー ド セ ル (Press Force Sensor 9131AA2, Kistler,
Winterthur, CH) を用いてキャリブレーションを行った．
歩行中の各センサの抵抗値の変化の計測・記録，および他装置との通信のため，マイクロコントローラ，AD コン
バータ，SD カードと無線モジュールを含む電子回路基板を作製し，リボンケーブルを用いて iPMS と接続した．なお，作製した計測基板は被験者の各脚に装着した．
2.3.2
床反力および COP の推定手法
床反力計を用いずに iPMS から床反力を推定するため，
以下の方法により，被験者毎に iPMS の各センサの計測値に対する線形の重みづけを行った．
はじめに iPMS 単体で片足立ち (SLS: Single-leg standing)と直進歩行を計測した．次に最小二乗法を用いて，各片足立ち中の iPMS の各センサの計測値を被験者の体重値に回帰させた．この際，推定精度向上のため，iPMS で計測した直進歩行中の床反力の推定値が一般的な歩行速度時の床反力のピーク値である体重値の 110 % (7) を超えないことを制約条件とし，次式で与えられる制約付き最小二乗問題を解くことによって重みを決定した．

 n
2
1 N  n wi xwi  1.1m
min    wi xsij  m  s.t.  i 1
x 2
i 1

j 1 
b  w
 li(1)

ここで，n はセンサ数，w はセンサの計測値に対する回帰係数ベクトル，xs は片足立ち中の各センサの計測値，m は被験者の体重値，N は片足立ち中の計測データ数である．
線形不等式制約において，xw は直進歩行時の歩行開始から
3 歩目以降の各センサの計測値であり，1.1w は体重の 110 %を表す．また，係数重みの下限値 bl を 0 とする．これは，歩行中の垂直方向の床反力の大きさは負の値にならないためである．
また，iPMS 座標系における前後・左右方向の COP 座標
は  COPX , COPY  ，各センサの iPMS 上の座標  X,Y  と計
測値から重みづけ平均を用いて次式により算出する．
n

=
COPX

X F
i =1
n

i

i

F
i =1

i

線 カ メ ラ か ら 構 成 さ れ る 三 次 元 動 作 解 析 装 置 (VICON,
Oxford, UK) および 4 枚の床反力計 (BP400600, Advanced
Mechanical Technology, Inc., Watertown, US) を用いて計測した．ここで，三次元動作解析装置のマーカセットとしてPlug-in-Gait モデルを用いた．また，各装置のサンプリング
周期は，iPMS を 200Hz，LRS を 40Hz，モーションキャプ
チャと床反力計を 100Hz とし，各装置は電圧入力と無線通信により同期をとった．実験タスクは以下の 3 種類とした．
① 床反力計上で 10 秒間の片足立ちを行った．左右脚それぞれを支持脚として 5 試行ずつ計測した．
② TUG を行い，コーンを回る旋回動作時に床反力上を通過した．時計・反時計回りをそれぞれ 3 試行ずつ計測した．
③ 自然な速度で直進歩行を行い，歩行開始から 4, 5 歩
目が床反力計上に乗るように通過した．全 10 施行計
測した．
3.2 解析手順
各装置から取得したデータを MATLAB (Mathworks, Inc.,
Natick, US) を用いて解析した．はじめに，iPMS から床反力を推定するため，タスク①の片足立ちのデータを用いて，被験者毎に iPMS の各センサへの重みづけを行った．ここで，重みづけの計算には MATLAB Optimization Toolbox のlsqlin を使用した．なお，片足立ちの計測データは，支持脚と反対側の足が離地してから再び着地するまでを使用し，その期間の開始後と終了前の 1 秒間のデータは過渡状態として除外した．次に，床反力計との比較により，iPMS への重みづけによる②TUG および③直進歩行時の床反力の推定精度を評価した．この際，推定誤差として次式で表される%RMSE を用いた．


%RMSE

2
1 N
Fpj  Festj 
N j 1
100m(3)

ここで，Fp は床反力計によって計測した床反力の真値であり，Fest は iPMS の各センサの計測値から重みづけにより推定した値である．また，推定精度の比較手法として床反力計を用いた重みづけを行った．具体的には，③直進歩行の10 試行のデータのうち，9 試行の iPMS の計測値を床反力計の計測値に合わせるように線形回帰を行い，他の 1 試行
で推定精度の検証を行った．
同様に床反力計との比較により，RMSE を用いて iPMS
座標系上の X, Y 軸方向の COP 座標および単下肢・両脚支持時間を評価した．

n

Y F, COPY  i =1n

i

i

F
i =1

(2)

i

ここで，F は各センサの計測値を示す．なお，COP はセンサの計測値の合計が体重値の 5%以上の場合のみ算出する．
3. 計測実験
3.1 実験方法
3 名の健常成人（女性 3 名，年齢 21.3 ± 0.5 歳，体重 51.0
± 4.5 kg，身長 1.56 ± 0.09 m，靴サイズ 23.3 ± 1.2 cm）
を対象として，歩行計測実験を行った．各実験タスクは，
iPMS と LRS から構成される提案システムと，6 つの赤外

3.3 結果直進歩行および TUG における，LRS により取得した脚の軌跡と，iPMS から算出した COP および床反力をそれぞれ図 5 に示す．この結果から，LRS によって脚の位置を滑らかに追跡できていることがわかる．また，iPMS による
床反力の推定誤差を表す%RMSE は，直進歩行において 11~ 14 %となり，床反力計を必要とする従来の重みづけ手法(4)と比較して大きく精度を劣化させずに床反力を推定できることを確認した．
一方，図 5 (b) の 7~8 歩目の旋回動作時には，推定精度が 3 ~ 5 %低下した．COP の精度は X, Y 軸においてそれぞれ 40 mm, 5 mm，両脚支持時間および立脚期時間の誤差はそれぞれ 10 ~ 40 ms, 30 ~ 60 ms となった．

― 125 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Step of Left Leg
Step of Right Leg
Center of Mass

1m
Start positions

LRS
Y

X

(a)

Straight walking

Step of Left Leg
Step of Right Leg
Center of Mass

1m

Start positions

Fig. 5XLRSY(b) TUG
Leg trajectory tracked by LRS and kinetic parameters estimated by iPMS

3.4 考察iPMS による床反力の推定精度が旋回動作時に低下したことから，旋回動作時の床反力を推定するためには，旋回動作までを考慮した重みづけ，もしくは直進歩行とは別の重みづけが必要となる可能性がある．また，床反力計により計測した床反力が滑らかに変化しているのに対して推定値は滑らかになっておらず，iPMS により算出した COP は
X 軸（つま先・踵方向）の変位が小さいことがわかる．
これらの結果より，床反力推定値の変動が大きい原因として，各センサの計測値が小さかったために，線形の重みづけによって誤差が大きくなったことが考えられ，この原因が立脚期時間および COP の計測誤差に影響したと考えられる．したがって，iPMS の各センサ部を嵩上げし，センサの感度を上げる必要がある．
4. 結言
本研究では LRS (Laser Renge Sensor) と iPMS (insole
planter pressure measurement system) による計測システムを統合した，時空間・力学パラメータを同時に計測可能な，
アクセシブルな歩行解析システムを提案した．今後，iPMSのセンサ部の感度を上げ，直進歩行および旋回動作を含む
TUG における力学・時間パラメータの改善を図る．
謝辞
本 研 究 の 一 部 は JSPS 科 研 費 16H04290, 競 輪 の 補 助(28-143)によるものであることを記し，謝意を表す．

参考文献(1) Tinetti, M. E., Speechley, M., and Ginter, S. F., Risk
factors for falls among elderly persons living in thecommunity., New England journal of medicine Vol. 319,
No. 26, pp. 1701-1707, 1988.
(2) Yorozu, A., Nishiguchi, S., Yamada, M., Aoyama, T.,
Moriguchi, T., and Takahashi, M., “Gait Measurement
System for the Multi-Target Stepping Task Using a Laser
Range Sensor”, Sensors, Vol. 15, No. 5, pp. 11151-11168，
2015.
(3) Yorozu, A., Moriguchi, T., and Takahashi, M., Improved
leg tracking considering gait phase and spline-based
interpolation during turning motion in walk tests, Sensors,
Vol. 15, No. 9, pp. 22451-22472, 2015.
(4) Howell, A. M., Kobayashi, T., Hayes, H. A., Foreman, K.
B., and Bamberg, S. J., Kinetic gait analysis using a
low-cost insole., IEEE Transactions on Biomedical
Engineering, Vol. 60, No. 12, pp. 3284-3290, 2013.
(5) Jacobs, D. A., and Ferris, D. P., Estimation of groundreaction forces and ankle moment with multiple, low-cost
sensors, Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation,
Vol. 12, pp. 12, Oct. 2015.
(6) Eguchi, R., Yorozu, A., Fukumoto, T., and Takahashi, M.,
Ground reaction force estimation using insole plantarpressure measurement system from single-leg standing, in
Proc. MFI, 2016, pp. 109-113.
(7) Perry, J., Burnfield, J. M., Kinetics of Gait Ground
Reaction Forces, Vectors, Moments, Power, and Pressure,in Gait analysis 2nd ed., NJ: SLACK Inc., 2010, pp.
457-469.

― 126 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）高齢者の足病リスク推定のための足部特徴量評価システムの開発〇 山下 知子 1，山下 和彦 1，山田憲嗣 1，大野ゆう子 2

1 大阪大学大学院 医学系研究科 バイオデザイン学共同研究講座
2 大阪大学大学院 医学系研究科 保健学専攻
1. はじめに日本の高齢化率は 2025 年に 30.3%に達し，後期高齢者数が前期高齢者数を逆転すると予測されている [1]．
高齢化の課題には，活動度の低下や転倒骨折，慢性疾患の適切な管理と対策が挙げられる．これには，歩行機能の維持・向上のための方策が必要になる．
歩行を阻害する要因の 1 つに足病が挙げられる．
足病は，糖尿病や高血圧による動脈硬化症を併発する
末梢動脈疾患（peripheral arterial disease: PAD）と密接に関係があり，歩行機能を維持するためには PADに着目した予防や対策が急務である．
足病変がある人の特徴として，踵の外反化，回内足などの足部の状態が挙げられる．さらに，外反母趾も踵の外反化，回内足傾向であることが多い．つまり，足部の踵や内果周辺などの特徴量を定量的に評価することが重要である．
PAD や糖尿病性足病変の重症化により，年間 1 万人
以上が下肢切断に至り，5 年生存率は 60%で生命予後が不良であることから，対策が急務である．さらに，高齢者の転倒リスクを高め，歩行機能に悪影響を与える要因には関節疾患も挙げられ，変形性膝関節症の患者にも踵の外反化など，足病変と同様の足部の変形が確認されている．
変形性膝関節症は潜在的な患者数を含め国内に2400 万人存在し，この中で有痛性は 780 万人存在すると推定されている[2]．つまり，痛みを感じていない患者
が 1620 万人存在し，将来の膝部の痛みの発生に伴い，急激に ADL が低下すると考える．
足部は骨格形状や状態の個人差が大きいため，
Closed Kinetic Chain と歩行のバイオメカニクスの観点から解剖学的見地に基づき，静的・動的観点を組み合わせた足部形状の特徴量評価が重要だと考える．
そこで本研究では，歩行機能を支えるために重要な踵や内果周辺を含む，足部の特徴量を評価することを目的に，足部特徴量評価システムの開発を行った．

された要素技術であり，任意の位置から撮影した複数枚の二次元画像から対応点抽出と座標計算を行い，物体を三次元復元する技術である[3]．
図 1 に本研究で開発した足部三次元再構成システムの外観を示した．2m×2m のスペースがあれば計測が可能である．カメラの高さは 700mm，撮影角度は45 度に設定して，足部の外側だけでなく，内果周辺やアーチ部分も撮影が可能なようカメラの高さや角度の調整を行った．
本システムの処理では，360 度の動画を 10 度ずつの
36 枚の二次元画像に分割し，SfM の特徴量から，三次元再構成を行う．本システムの特徴は，特別な場所
や専門家，高価なカメラを用いずに，市販のビデオカメラで精度の高い足部の形状の特徴量を取得できる点であり，クリニックや高齢者施設など地域で活用が可能なよう構成した．取得する足部の特徴量は，踵部の外反角，外反母趾角などを評価するための踵部，内果周辺，足拇指角などとした．図 2 に SfM を用いた足部の三次元再構成結果の一例を示した．（A）に足部動画
データ，（B）に三次元再構成結果を示した．図 3 には
図 2 の三次元再構成後のメッシュデータを示した．

2. 開発システム
2.1. 足部三次元再構成システム
簡便に解剖学的見地に基づいた足部特徴量評価という観点に着目し，本研究では Structure from Motion
技術（SfM）を用い，足部周囲を撮影することで，足部外観の三次元再構成を行うシステムの開発を行った．
SfM と は ， コ ン ピ ュ ータ ビ ジ ョ ン の 分 野 で は 確立

― 127 ―

図 1 足部三次元再構成システムの外観（B）三次元再構成データ（A）動画データ
図 2 SfM を用いた足部三次元再構成システム

図 3 三次元再構成後のメッシュデータ

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.2. 足部特徴量評価システム
図 4 に足部三次元再構成システムから得られたデータの解析を行うシステムの画面の一例を示した．
本システムでは，座標を設定することで，足長や足囲，
内果下の舟状骨の隆起度などの距離や角度の測定を行うことが可能である．

表 1 実寸値と本システム測定値との比較結果
①
n=6
②
n=3

図 4 足部特徴量評価システムの画面
3.

実験方法
本研究で開発した足部三次元再構成システムの精度検証をするために，本システムでの測定結果と実寸値の比較実験，システム測定結果のバラつきの検証を行った．
本実験では，図 1 に示したように足部撮影を被験者
2 名に対し 3 回行った．測定を行う項目は①マーカ間の距離，②足長の測定であり，実寸値とシステムで測定した値の比較を行った．足長は立位姿勢時の踵から第二趾までの距離とした．①マーカ間の距離は2 データ（A，B）であり，②足長は被験者 2 名（C，D）の左右足を合わせて計 4 データである．

4.

結果

表 1 にマーカ間の距離や足長の実寸値と本システムの比較実験の結果を示した．①マーカ間の距離，②足長の実寸値とシステム測定値の平均値と標準偏差，
実寸値との誤差を示した．表 1 より，実寸値とシ ス テ ム測 定 値 の誤 差 は全 体 で -0.2cm で あ った．
システム測定値のバラつきは全体で±0.1cm であった．
5. 考察・まとめ
従来の歩行のバイオメカニクス評価では三次元動作解析やフォースプレート，足部の形状評価では赤外線レーザを用いて評価が行われている．これらは精度よく測定ができ，歩行や足部評価において重要な

参考文献：[1] 平成 28 年度版高齢社会白（概要版）[2] Muraki S, Oka H, Akune T, Mabuchi A, En-Yo Y,
Yoshida M, Saika A, Suzuki T, Yoshida H, Ishibashi
H, Yamamoto S, Nakamura K, Kawaguchi H,
Yoshimura N. Prevalence of radiographic lumbar
spondylosis and its association with low back pain inelderly subjects of population-based cohorts: theA [cm]
B [cm]
C-r [cm]C-l [cm]D-r [cm]D-l [cm]

実寸値
30.0
33.7
22.7
22.9
22.5
21.8

システム測定値
30.0±0.1
33.4±0.1
22.4±0.1
22.5±0.022.2±0.3
21.7±0.1

誤差
0.0
-0.3
-0.3
-0.4
-0.3
-0.1

パラメータとなる[4]．しかし，足部の変形メカニズムに言及していないため，改善の可能性や要因に対する直接的アプローチができないことが課題として挙げられる．
そこで，開発システム測定値と実寸値との比較実験
により，0.4cm 以下の精度で測定が可能であることが確認でき，開発した足部特徴量評価システムでも，
赤外線レーザシステムと同じように足部形状の特徴量を取得できること，および距離の測定が可能である
ことが示された．さらに，従来システムでは広いスペースや専門家が必要であること，価格が高価であることから，地域のクリニックや高齢者施設などで足部の評価を簡便に行うことが難しい状況であったが，本システムでは，狭いスペースで，市販のビデオカメラを利用して足部特徴量の評価が可能である．そのため，潜在的な患者が多く存在する地域で活用が可能であり，全国に普及が可能であると考える．
そして，今後，本システムにおいて取得したデータを
歩行機能の維持・向上に活用するため，解剖学的見地に基づき，足部の変形やメカニズムに着目した
わかりやすい形でフィードバックすることが重要であると考える．足部の形状は個人差が大きいため，それぞれの特性にあった足部の特徴，メカニズムをフィードバックすることで，改善の可能性や，要因に対する直接的アプローチが可能となる．
以上より，本研究で開発を行った足部特徴量評価
システムを用いることにより，足部の形態評価やバイオメカニクスの観点からの評価を簡便に行うことが可能となり，今後，足病のリスク推定における現場での評価に有用であること，さらに，解剖学的な要素を加えることによる，足部の変形メカニズムに言及し，要因に対する直接的アプローチが可能であることが示唆された．

ROAD study. Ann Rheum Dis 2009; 68: 1401-1406[3] 満上 育久. Bundler: Structure from motion for
unordered image collections. 映像情報メディア学会
誌 2011; 65: 479-482[4] Reischi SF, Powers CM, Rao S., Perry J.
Relationship between foot and rotation of the tibia
and femur during walking. Foot Ankle int 1999; 20:513-520― 128 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）「高齢者の生活におけるフットケアの必要性について」

一関市病院事業
ふじさわデイサービスセンター 伊藤 啓子
１ はじめに一関市病院事業では、メディカルフットケアを取り入れた健康増進、介護予防を推進している。藤沢病院を中心に、糖尿病や動脈硬化のある患者様の足病の早期発見と予防、ふじさわデイサービスにおいては、介護認定を受けている高齢者の身体機能向上や維持を目的としたメディカルフットケアを導入し、地域全体で足の爪のトラブルに早期対応できる環境を整備している。メディカルフットケアとは、爪の知識を有したメディカルフットケ
アワーカーが、医師と連携をとりながら、局所性及び全身状態に配慮しながら爪や足を健康な状態で維持できるよう、専門的な爪切りやタコ、魚の目の処置などを行う施術である。
２

高齢者の生活におけるメディカルフットケアの必要性について
人間は体表面積の約 1％である足裏により、体全体を支えている。しかし、水虫等により足の爪が 3ｍｍ以上肥厚すると指先に力が入らなくなる。そのため、体の重心が後ろに傾きやすくなり、体を前かがみにしてバランスを取ろうとしてしまう為、踏ん張りが弱くなり転倒しやすくなる。3ｍｍ以上肥厚した爪は、普通の爪切りでは切る事ができない。又、爪の構成についての正しい知識が無いと、肥厚は更に悪化してしまう。足の踏ん張りが効かなくなる原因の一つに巻爪がある。巻爪は爪が軟部組織に食い込む状態であるが、爪は足先の保護だけで無く体のバランスをとる重要な役割があるので、転倒リスクの要因になる。
今現在、国内で要介護認定受給者は 60 万人おり、その内介護認定の原因として「転倒、骨折」は脳血管疾患、認知症に次いで第３位である。転倒の多くは、環境内の障害物に遭遇した際にバランスを崩して発生する事が多い事例を考えると、高齢者の足の状態について課題を把握し対応していく事が重要と思われる。
３ 介護事業所でメディカルフットケアを導入する必要性
ふじさわデイサービスセンターで、メディカルフットケアを導入した理由は、御家族から「肥厚した爪を切ってほしい」という希望が寄せられた事に始まる。トラブルを保有していた利用者の爪は肥厚しているだけではなく、指と指が重なり合っている為、床への接地面が不安定で起居動作全般に支障が発生していた。要介護認定を受けている高齢者の多くは身体機能上、病院の定期通院でさえ困難な状況である。その為足の爪切目的の受診は、― 129 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）家族負担が大きかった。デイサービスでメディカルフットケアを実施できるという事は、送迎サービス、看護師の見守りも同時に受けられる。平成 27 年 4 月から、デイサービス内
でのメディカルフットケアを実施できており、多くの利用者がデイサービスに通いながら施術を受けている。

５ 効 果
肥厚爪や巻爪を改善する事で足の指の接地面がしっかりして、体のバランスが改善し、膝腰の痛みが軽減する高齢者の方が多くみられた。その為、体を動かす機会も増えＡＤＬ,ＩＡＤＬも改善した。
６

今後について足爪の改善がもたらす介護予防効果は大きいので、今後高齢福祉現場で標準的に対応が必要であると思われる。意識しないと見落としがちになる高齢者の足の爪を援助者が適切に対応するだけで、有効な介護予防となり得る。又、健康な時から足の環境について知識を得ていく事も、今後の高齢化社会で要介護認定を受けず生活するために重要である為、フットケアの重要性と必要性について地域全体へ働きかけをする事で、健康寿命を延ばす為の取り組みを継続していきたい。

― 130 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）歩行機能向上のための支援・計測技術の効果
山下 和彦
大阪大学大学院 医学系研究科 バイオデザイン学共同研究講座
1． はじめに糖尿病，高血圧，脂質異常症の慢性疾患，変形性膝関節症などの関節疾患(osteoarthritis, OA)は中高
年に多い疾病と考えられる．患者数は糖尿病で 316
万 6000 人，高血圧で 1010 万 8000 人であり，特にHbA1c (NGSP)値が 6.5%以上の割合は，男性で15.5%，女性で 9.8%に上り，50 歳以上で増加傾向にあることが報告された．
糖尿病などの慢性疾患を持つ患者に多い末梢動脈疾患（PAD）は，米国では 12.2%，特に 60 歳代では7.0%，70 歳代では 12.5%，80 歳代では 23.2%と報告[1]されている．日本の PAD の有病者数は 320 万人と推定されている．
高齢化の進行と糖尿病や高血圧の有病率の上昇により，糖尿病性や PAD による足病変が増加傾向にあり，60 歳以上の約 700 万人に足病変を発症し，年間 1 万人以上が下肢切断に至ると報告されている
快適で満足度の高い生活を維持するには，日常生
活機能の維持，つまり手段的日常生活動作（instrumental activities of daily living. IADL）が継続できることが重要である．すなわち，買い物や交通機関の利用など歩けること，コミュニティに参加して活動することを重視し，慢性疾患のケアなどにつなげることが重要だと考える．
そこで本研究では，NFC 付き活動量計を用いて地域で活用できる歩行モニタリングシステムを開発し，地域での応用を行い，効果検証を目的とした．合わせて慢性疾患や変形性関節症の改善が求められることから，その医療費への影響について検証することを目的とした．
2． 方法
2.1 NFC 付き活動量計による歩行モニタリングシス
テムの開発
本研究では，地域住民の歩行を支援し，コミュニ
ティへの参加を促すために NFC 付き活動量計を用いた歩行モニタリングシステムを開発した．図 1 のように，対象者は活動量計を持ち，市内 27 か所に設置された端末に活動量計をかざすことで活動量計の情報がクラウドに伝送される．
活動量計には歩数，3 Mets 以上の運動強度の歩行としてアクティブ歩数 (早歩き)が記録されており，
NFC の ID により個人認証が行われる．データベー
ス上には対象者のニックネームと ID でひも付けが行われるため，活動量計自体，あるいはデータベー
ス上には個人情報は記載されていない．

市役所，モニタリング
センター，病院等
サーバ
クラウド

データ登録
地域活動

歩数・
体組成
ポイント 情報等

データ
フィードバック

対象者(インセンティブ)
図 1 NFC 付き活動量計を用いた歩行モニタリング
システム

市内に設置された端末の 5 か所には体組成計もBluetooth により接続されており，活動量計の ID 認
証により体重や体脂肪率などの体組成情報も記録されるよう構成した．
すべての端末には ID が割り振られており，どの対象者がどの端末にいつかざしたかが自動的に情報収集できるよう構成した．さらに，27 か所の設置型
端末以外に持ち運び可能な端末も用意し，市で行う運動教室や栄養指導教室などの事業や市内のサーク
ル活動の現場に持ち込めるよう構成した．このことで，積極的に教室に参加している対象者の行動分析や地域のサークルに参加している対象者の状況を把握できるよう開発した．
2.2 健康ポイントとスタンプの付与
本プロジェクトでは活動量計を配って，ただ歩くだけではインパクトが足りないため，健康活動を継続した対象者には内容に応じて健康ポイントを付与する仕組みとした．すなわち，毎日の目標歩数やア
クティブ歩数，毎月の平均歩数が目標値に達した，
体組成計に乗り，体組成データが改善するとポイン
トが付くよう構成した．最大で 9500 円/年の地域で使える商品券に交換できる仕組みである．
さらに本研究では，毎日の活動量を観察するのみ
ではなく，対象者の活動範囲を把握し，活動量の変化や認知症のリスク評価につなげられるよう開発した．すなわち，端末の設置場所は，駅などの移動拠点(IADL の交通機関)，スーパやコンビニなどの買い物拠点（IADL の買い物），市役所や健康増進センターなどの市の施設，体育館やスポーツセンターなどの運動拠点などで選定した．
端末に設定した ID により対象者の活動範囲が把握でき，生活のためにスーパで買い物をしていれば，その情報が取得できる．もし MCI を含む認知症の― 131 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）症状が発生しつつあれば，買い物などの生活機能が低下するため，買い物の頻度が低下したり，これまでに参加していたサークルなどに行かなくなることがデータから中長期的に把握できる．
対象者が様々な端末でかざしてもらうために，本プロジェクトでは健康ポイント以外にスタンプを付与した．対象者はスタンプラリーのように様々な端末でかざすことでスタンプが累積される．年度末には自分のかざした端末から活動範囲がフィードバッ
クされ，スタンプ上位者には表彰を行うことでモチベーションを高められるよう開発した．
2.3 教育活動の推進
OA の一つである変形性膝関節症は 2530 万人と推測され，有病率は男性で 42.0%，女性で 64.1%であり，そのうち痛みを感じているのは 31.6%と報告された[2,3]．したがって，変形性膝関節症と診断される状況であっても，自覚症状が少ないなどの対象者が約 7 割存在することがわかる．
OA の病態には，遺伝的要素に加え，加齢による軟骨基質の構造的変化，機械的な負荷などの様々な要因が関与する[4,5]．すなわち，体重，歩行の方法，
靴などの外的因子などが関係すると考えられる．
そこで，対象者に慢性疾患や変形性関節症についての知識を伝え，日常的な足部のケアの推進，漫然とただ歩くことや歩きすぎを予防するために，自分にあった歩数の設定について講演会を実施した．

表 1 医療費解析対象者の属性
人数
年齢
介入群 対照群 介入群
対照群
男性
105
327 69.6±3.6 68.8±5.4
女性237
699 68.1±5.6 68.0±5.8
合計
3421026 68.6±5.1 68.3±5.7

入後の医療費の変化の割合を求め，介入群の介入前の医療費にその割合を乗じ，介入後との差分を削減効果と定義した．
計測は，下肢筋力，身長と体重を計測したことによる BMI，腹囲である．
3． 結果
3.1 医療費への影響の結果
図 2 に医療費総額の変化を示した．介入により医療費総額は対照群に比べ 47,044 円の削減であった．
図 3 の慢性疾患の個数別の医療費の変化では対照群に比べ，介入群の慢性疾患個数 1 個罹患群は56,374 円，2 個群は 74,596 円，3 個群は 167,918 円の削減であった．慢性疾患の個数別の罹患人数は，対照群は介入群の概ね 3 倍であった．対照群の選定
が介入群の 3 倍としたため，妥当な選定が行われたことが示唆された．また慢性疾患の個数が増加する
ことで医療費が増加することが示された．
図 4 より，OA の医療費の変化は，対照群を基準に，95,628 円の削減であった．OA の罹患人数は，対照群は介入群の 3.2 倍であり，概ね妥当であると考えられた．

医療費(平均値)[千点]

30
28
26
24
22

医療費総額 介入群
医療費総額 対照群

20
介入前
介入後
図 2 介入による医療費の変化
医療費総額点数[万点]2.4 対象者の概要と医療費の解析手法
対象者はある市町村の 41～74 歳の国保医療費に該当する 12,566 人のうちの介入群 342 人，対照群
1,025 人である．介入群は，市の広報により応募してきた方から無作為に抽選で選定された．
表 1 に医療費解析の対象者の属性を示した．介入による医療費解析を行うにあたり，対照群の選定は重要である．そこで，対照群の選定には，年齢，性別，過去 2 年間の健康診断の受診の有無，介入前 1
年間の医療費総額にてプロペンシティスコアを導出
しマッチングを行い，精度を高めるために介入群の3 倍の人数を採用した．年齢について，介入群と対照群の間に差は確認されなかった．(p=0.37) 介入群，対照群の選定条件として，介入開始 18 か月間に生存していること，本事業への参加を辞退していな
いこと，介入期間に行われた計測会のすべてに参加
していることとした．
医療費分析のためのプログラムはすべて独自に開発した．疾病について，介入前の 1 年間の国保レセ
プト解析において，ICD10 のコードを用い，糖尿病，高血圧，脂質異常症，OA に関する項目を抽出した．
医療費の比較は，介入前の 18 か月と介入中の 18 か月とした．
医療費の削減効果の算出は，対照群の介入前と介― 132 ―

7
6
5
4
3
2
1
0

介入前

0個

1個

介入後

2個

介入群

3個

0個

1個

2個

3個

対照群

N[人]:介入群:0 個 139,1 個:90,2 個:73,3 個:40
対照群:0 個:386,1 個:267,2 個:246,3 個:126
図 3 慢性疾患の個数別の医療費の変化

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）医療費総額[千点]60

3.3 介入による体格の変化
表 2 に介入による体格の変化を示した．やせ型や肥満型などの体格によって目的が異なる．そこで，介入前の BMI の状況によって 18.5 未満をやせ型，25 以上を肥満，その中間を普通型と分類した．
その結果，腹囲はすべての群で有意に減少した．
BMI はやせ型群でやや増加，普通群は現状を維持し，肥満群は有意に減少した．

介入群 変形性関節症あり
対照群 変形性関節症あり

50
40
30
20

N:介入群:105 人，対照群: 335 人
介入前

表 2 介入による体格の変化

介入後

図 4 介入による OA の医療費の変化

腹囲1140-64歳65-74歳

75歳以上

10
9
8

男性

16-18ヶ月

13-15ヶ月

10-12ヶ月

7-9ヶ月

3-6ヶ月

開始-3ヶ月16-18ヶ月

13-15ヶ月

10-12ヶ月

7-9ヶ月

6

3-6ヶ月

7
開始-3ヶ月

1日平均歩数[千歩]3.2 介入による歩数の変化
図 5 に介入による 3 か月ごとの年齢別の歩数の平均値を示した．図 6 には歩数に対する運動強度の高いアクティブ歩数の割合を示した．その結果，歩数は男性の 65-74 歳群の歩数が他群よりも高いことがわかる．75 歳以上群は他群よりも低い傾向にあるが，1 日の平均歩数が 8000 歩を上回っていることがわかった．女性の平均歩数は約 8000 歩であった．
男女とも時間経過で平均歩数は減少傾向にあり，
男性の 75 歳以上群は歩数が減少傾向にあった．
図 6 の歩数に対するアクティブ歩数の割合から，
男性は 70%以上，女性は 65%以上を維持していることがわかった．特に 75 歳以上群は他群よりも高い割合を維持しており，介入期間を通して維持されていることがわかった．

女性

図 5 介入による歩数の変化
40-64歳65-74歳

75歳以上

70%

男性

女性

図 6 介入によるアクティブ歩数の割合

16-18ヶ月

13-15ヶ月

10-12ヶ月

7-9ヶ月

3-6ヶ月

開始-3ヶ月16-18ヶ月

13-15ヶ月

10-12ヶ月

7-9ヶ月

3-6ヶ月

50%
開始-3ヶ月A歩数割合[%]

90%

BMI

介入前
介入後
介入前
介入後

痩せ
71.3
69.9 *
17.5
17.7

普通
82.3
81.3 *
22.0
21.8 **p<0.05肥満
94.2
93.1 *
27.1
26.7 *

4． 考察
4.1 介入による医療費の改善効果
本研究では ICT による健康支援のために，NFC付活動量計を用いて対象者の歩行の見える化，およびモニタリングによる医療費，活動度，身体機能への影響について検証した．
本研究では，医療費分析に際し，糖尿病，高血圧，
脂質異常症の慢性疾患と変形性関節症に着目した．
慢性疾患，関節症は罹患人数が多いだけでなく，医療機関に受診していない未病の状態にある対象者も多い．医療における投薬などの対策以外に健康領域からの支援と活動の見える化が重要であると考えた．
すなわち，糖尿病は心血管イベントのリスク要因であり[6]，高血圧などを併発することでリスクが高
まるが，運動などにより症状が改善されるとリスク低減効果が確認されている[7,8]．歩行を支援し，活動量を向上させることで慢性疾患や心血管イベントのリスクを低減させる効果が確認されている．
一方，健康支援による慢性疾患，OA に対する医療費への影響については十分に検証されていない．
医療経済的見地からの先行研究では，費用対効果・費用効用分析について，血圧や血糖値などを改善す
る効果はあっても，経済的効果を証明するものではなく，生涯医療費の観点からは不明確であるとするものが散見される[9,10]．これら先行研究は医療機関を中心とし，tight control を行うものが多い．あるいはアンケートベースに調査を進めるものが多く，歩数の変化を具体的に観察していない．さらに，対象者が楽しく課題に取り組むものではなく，インセ
ンティブが見える化された研究は見られない．本研
究では，歩数などにより健康ポイントが付与されるインセンティブ，スタンプなどにより楽しんで活動ができる仕組みを開発するとともに，知識支援を行うことによる変化を調査した．
その結果，本介入により介入群は 18 か月で約47,000 円の削減効果があった．慢性疾患群は，罹患個数が多いほど医療費削減効果が大きく，3 個群で― 133 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）は約 168,000 円の削減効果があった．本研究から，介入群について慢性疾患を 1 つ以上罹患しているのは介入対象者の 59.3%であり，3 個群は 11.7%であることが明らかになった．慢性疾患は心血管イベン
トなどのリスクを高め，閉そく性動脈硬化症などによる足病のリスクを高めることもわかっている．閉そく性動脈硬化症による足病を持つ患者の下肢切断は年に 1 万人以上と報告されており，治療と合わせて歩くことを支援することがその予防につながると考えられる．
本結果により慢性疾患を抱える対象者が多く本プ
ロジェクトに参加し，医療費，すなわち受療行動が改善したことは有意義であると考える．
OA の改善には下肢筋力の向上など足部の機能向上が有効であると考える．本結果より，一定の歩数が維持され，運動強度の高いアクティブ歩数が見える化できたことの意義は大きいと考える．合わせて，
自分にあう歩数を自ら考える教育講座の実施により，
OA の医療費は約 96,000 円改善した．
4.2 介入による歩数と体格の変化
厚生労働省の健康日本 21 によると一日の歩数の平均は男性で 8,202 歩，女性で 7,282 歩であると報告されている．
図 5 より平均値では本研究対象者は，この歩数を超えている．さらに，18 か月の継続した歩数の平均でも平均値ベースでは理想的な歩数であると推察される．
本研究では対象者の毎日の歩数を追跡している．
その変化と活動範囲まで評価が可能である．そして，
参考文献：[1] Ostchega Y, Paulose-Ram R, Dillon CF, Gu Q,
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Yamamoto S, Nakamura K, Kawaguchi H, Yoshimura N.
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association with low back pain in elderly subjects of
population-based cohorts: the ROAD study. Ann Rheum
Dis 2009; 68: 1401-1406[3] Yoshimura N, Muraki S, Nakamura K, Tanaka S.
Epidemiology of the locomotive syndrome: The researchon osteoarthritis/osteoporosis against disability study
2005-2015. Mod Rheumatol 2017; 27: 1-7[4] Niu J, Clancy M, Aliabadi P, Vasan R, Felson DT.
Metabolic syndrome, its components, and knee
osteoarthritis: the Framingham Osteoarthritis Study.
Arthritis Rheumatol 2017; 69: 1194-1203.
[5] Roemer FW, Guermazi A, Hunter DJ, Niu J, Zhang Y,
Englund M, Javaid MK, Lynch JA, Mohr A, Tormer J,
Lewis CE, Nevitt MC, Felson DT. The association ofmeniscal damage with joint effusion in persons without
radiographic osteoarthritis: the Framingham and MOST

図 6 のアクティブ歩数割合は男性で 70%，女性で65%を超えており，高い運動強度の割合が高く質のよい歩行ができていることが示唆された．
特に 75 歳以上は平均歩数が時系列的に減少傾向にあるが，ア
クティブ歩数割合は高いまま維持できており，よい歩行をしようという意識の高さがうかがえた．
糖尿病リスク群の観点からは，肥満群以外にもやせ型群が挙げられる．さらにやせ型群はサルコペニ
アのリスク群でもあり，歩行を支援することでさらに痩せると問題がある．すなわち，運動量の増加に
より筋肉量と体格の増加が求められる．一方，肥満群は BMI の減少による慢性疾患予防が期待される．
表 2 より，すべての体格において腹囲は減少し，歩行支援の効果が推察された．合わせて BMI の変
化ではやせ型群は BMI が増加傾向にあり，肥満群は有意に減少する理想的な結果が得られた．
以上より，ICT を活用した歩行支援システムを活用し，健康ポイントとスタンプ，ヘルスリテラシ向上のための健康教育の効果が明らかになった．本研
究より，健康活動と国保などの医療費分析，健診などのデータを組み合わせることで，効果的な介入計
画を市で行われているインフラを活用しながら進められる可能性も見出される．
謝辞：
本研究の一部は科学研究費補助金(課題番
号:26282166, 25242057)にて行われた．

osteoarthritis studies. Osteoarthritis Cartilage 2009; 17:748-753.
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JAMA 1999; 282(15): 1433-1439[9] Vijgen SM, Hoogendoorn M, Baan CA, de Wit GA,
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effectiveness analysis of improved blood pressure
control in hypertensive patients with type 2 diabetes:
UKPDS 40. BMJ 1998; 317(7160): 720-726.

― 134 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）重度上肢麻痺患者に対する IVES 外部アシストモードの有用性〇岩代 賢人（門司病院） 松田 祥和（門司病院） 宇野 健太郎（門司病院）
藤嶋 厚志（門司病院） 田中 恩（昭和病院）
KentoIWASHIRO,MojiHospitalYoshikazu MATSUDA, MojiHospitalKentaro UNO, MojiHospital
Atsushi FUJISIMA, MojiHospitalMegumi TANAKA,ShowaHospital

Abstract:
Numerous studies reported that the beneficial effect of power assist mode with IVES in stroke patients withmild to moderate upper limb paralysis. Whereas, little is known about the effect of external assist mode with IVES,
and there is no well-established regimen for stroke patients with severe upper limb paralysis. Present study foundthat the effectiveness of external assist mode using IVES in two of three stroke patients with severe upper limb
paralysis. Our results suggested that proposed upper limb rehabilitation with motor intention, surface electricalstimulation or BAT with electrical stimulation might be advantageous to induce voluntary movement in paralyzed
upper limb.
Key Words:IVES、重度上肢麻痺、外部アシストモード
１．背景

３．症例紹介脳卒中患者の上肢機能治療に関して脳卒中治療ガイドライ

症例 A

ン 2015 では中等度の麻痺筋（手関節背屈筋.手指伸筋など）に

女性 80 歳代 脳梗塞 左放線冠（右片麻痺）

は電気刺激が有効とされており、軽度から中等度の上肢麻痺をBR.stage Ⅲ-Ⅱ-Ⅳ 感覚障害 表在 軽度鈍麻呈した患者に対して随意運動介助型電気刺激装置（IVES）のパ

症例 B

ワーアシストモードでの研究は多数行われている。しかし重度

男性 40 歳代 皮質下出血 左前頭-頭頂葉（右片麻痺）

上肢麻痺に対しての研究は少なく、効果的な治療方法は確立さ

BR.stage Ⅲ-Ⅲ-Ⅲ 感覚障害 表在、深部 重度鈍麻

れていない。Miyasaka et al.(1)の先行研究によると治療的電気症例 C刺激装置(TES)ノーマルモードが重度麻痺者の上肢機能に効果

男性 60 歳代 脳出血 右被殻（左片麻痺）があると報告されている。一方、Inoue et al.(2)は脳の可塑的変BR.stage Ⅱ-Ⅱ-Ⅱ 感覚障害 表在、深部 重度鈍麻化は患者の動かそうとする意思や随意運動が必須であると述べている。そこで今回、患者本人の意思を反映させて麻痺筋に

４．方法

電気刺激を与える事が可能な IVES の外部アシストモードを使1 )使用機器用する事で治療効果が得られるか検証し、若干の知見を得たた
め報告する。

OG 技研社製の IVES を使用し、外部アシストモードを選択した。標的筋は総指伸筋と橈側手根伸筋とした。最小値は電気刺激を感じる最小の値とし、最大値は最大可動域もしくは痛みの伴わない程度に設定し感度は筋電レベルランプが全て反応

２．対象2015 年 12 月から 2017 年 2 月までに当院回復期リハビリテする最小の値とした。

ーション病棟へ入院し、当院の定める IVES 適応基準を満たし、かつ研究に同意を得られた初発脳卒中患者 3 名とした。

2)IVES 外部アシストモード
非麻痺側の筋活動電位に比例した電気刺激を麻痺側に出力するモードであり、重度上肢麻痺でも適応可能である。

― 135 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table1. 各項目における評価結果

OS7-

WMFT(FAS)WMFT(TIME)

MAL(AOU)
3)実施期間と評価項目
研究デザインはシングルケース AB デザインを採用した。測定期(IVES なし)3 週間、次いで導入期(IVES あり)3 週間で合計 6 週間実施した。             

MAL(QOM)

初期

測定期後

導入期後

A

16

26

31

B

25

30

44

C

0

0

4

A

1213

871

714

B

1240

1001

476

C

1800

1800

1800

A

0.07

0.07

0.14

B

0.07

1.3

1.15

C

0

0

0

A

0.14

0.14

0.21

B

0.07

0.3

0.69

C

0

0

0

動作課題は手関節背屈、手指伸展、物品握り・離し運動を行った。セラピストが運動方向へ誘導した動作課題は導入期の物
品握り運動、測定期は随意運動がほとんど出現していないため、

７．考察
今回、IVES パワーアシストモードでは筋電を感知できない重全ての動作課題で行った。

度上肢麻痺患者 3 症例に対して外部アシストモードを選択しア

動作課題時間は作業療法時間内（60 分）とし手関節背屈、手指プローチを行った。結果として導入期において症例 A,B で有意伸展運動を各 5 分と物品握り・離し運動を 10 分の合計 20 分間行い、残りの時間は ADL 訓練を行った。

に随意性の向上を認めた。Stinear et al.(3)Syed et al.(4)は両上肢を同期させて動かす bilateral arm training(BAT)が上肢機能評価項目は Stroke Impairment Assessment Setの改善に効果的と報告している。また Summers et al.(5)は(SIAS)、Fugl Meyer Assessment(FMA)は介入前（初期評BAT による麻痺側上肢機能の改善とともに非障害側運動野の価）から毎週実施し、Wolf Motor Function Test
(WMFT),Motor Activity Log(MAL)は介入前（初期）中間（3週後）最終（6 週後）で評価を行った。SIAS、FMA については 2 Standard Deviation Pound Test を用いて効果判定を行った。

上肢支配領域が縮小することを報告し、BAT が半球間抑制に影響した結果ではないかと考察している。このことから電気刺激を併用した BAT も随意性の向上に繋がったことが考えられる。
更に Han et al.(6)は筋肉への表面電気刺激だけでも感覚運動領野への脳血流増加が機能的 MRI などで確認されたと報告しており、外部アシストモードを使用し強制的に筋収縮を与え、筋５．倫理的配慮、説明と同意

紡錘やゴルジ腱器官からの求心性線維を刺激したことで、感覚

倫理的配慮として対象者には研究の主旨を説明し同意を得た。また当院倫理委員会の承諾及び指示に従い研究を行った。

と運動の統合が行われたのではないかと考えられる。
 外部アシストモードは非麻痺側の筋活動電位に比例した出力を麻痺側に与える為、症例の意思を伴う。Lotze et al.(7)(8)

６．結果
SIAS では症例 A のみ導入期において有意に改善を示した。
FMA では症例 A,B で導入期において有意に改善を示した。
WMFT（FAS・TIME）は症例 B で有意に改善した。
MAL（AOU）は症例 A で有意に改善、（QOM）は症例 A、症
例 B で有意に改善した。(Table.1）

は可塑的変化の誘導は患者自身に動かそうとする意思を持たせた訓練が重要であると報告している。症例 C は注意の持続が困難であり課題に集中することが難しく注意散漫になりやす
い傾向にあった為、随意性に変化が現われなかったことが考えられる。また Maeda et al.(9)は運動予後が不良な部位の一つとして放線冠と内包後脚があり、病巣の大きさと比例して運動予後が悪い病型として被殻出血を挙げており、広範囲で皮質脊髄路が障害を受けていたことが考えられる。更に感覚障害が表在深部共に重度であり機能回復に影響を及ぼしたことも一つの― 136 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）要因であると考えられる。

８．結論
重度上肢麻痺患者において、電気刺激を併用した BAT を行
うことや表面電気刺激を与えること、特に課題に注意を向ける
ことで随意性を引き出せる可能性が示唆された。

９．参考文献1)MiyasakaH,OhnishiH,HiedaC,KawakamiK,TaninoG,Oku
yamaY,TomitaY,Sonoda S,A study of the training method of
sub-acute storoke patients of the upper extremity:decision
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ComprRehabilSci Vol5,2014)2）井上勲：運動機能回復を目的とした脳卒中リハビリテーショ
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TMS study.JNeurol Sci252(1):76-82, 2007
6)HanBS,jangSH,ChangY,ByunWM,LimSK,KangDS:Fancti
onal magnetic resonance image finding of cortical activation
by neuromuscler electrical stimulation on wrist extensor
muscles.Am J Phys Med Rehabil 82:17-20,2003
7)LotzeM,BraunC,BirbaumerN,AndersS,Cohen LG:Motor learning elicited by voluntary drive.Brain 126:866872,2003
8)LotzeM,CohenLG:Volition
and imagery in neurorehabilitation.CognBehavNeurol
19:135-140,2006
9)前田真治：我々が用いている脳卒中の予後予測Ⅳ.臨床リハ10:320-325,2001― 137 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）０経頭蓋的磁気刺激による機能局在マッピング手法を用いた大脳皮質運動野の機能評価
Real-Time Navigation For High Precise TMS Mapping in Motor Cortex:
Validation Study For Clinical Application○ 清水悠功（芝浦工業大）  山本紳一郎（芝浦工業大） 河島則天（国立リハ研）
Yuko SHIMIZU, Shibaura Institute of Technology
Shin-ichiro YAMAMOTO, Shibaura Institute of Technology
Noritaka KAWASHIMA, National Rehab Center for Persons with Disabilities, Japan
Abstract: In order to establish an effective method to characterize primary motor cortex (M1) representation, we here
aimed to develop a real-time coil navigation system for transcranial magnetic stimulation (TMS). Our system consists ofreal-time detection of the TMS coil position and estimation algorism of the center of gravity (CoG) and the motor map areaof TMS-evoked potentials. Concordance correlation coefficient(CCC) of the area, an indicator of the reproducibility,
showed higher value with using navigation system (with Navi: CCC>0.6, without Navi: CCC=0.308), suggesting that ourdeveloped system enable us to accomplish TMS mapping with better reproducibility. We also performed case study withpatients. Two participated patients showed different modulation of MEP. One Patient showed high MEPs in non-affected
hemisphere mapping, while another one showed high MEPs in affected hemisphere. F urther research of these differences
may lead to futher understanding of neural mechanism with disorders.
Key Words: TMS mapping, MEP, motor cortex
1. 背景・目的経頭蓋的磁気刺激法（Transcranial magnetic stimulation:
TMS）は，大脳皮質一次運動野（M1）から脊髄を介して骨格筋に指令を送る皮質脊髄路の興奮性を非侵襲的に調べるためのツールとして用いられている．この TMS を M1 上に
広範囲に与えた時，計測筋から得られる運動誘発電位（MEP）と頭部上の磁気刺激位置の関係性を等高線図のように描画することによって M1 の脳機能局在マップを得る
ことができる（TMS マッピング）．この手法は，計測対象の筋に対する M1 の神経支配の特性を定量的かつ視覚的に表すことができるため，運動学習に伴う神経支配の変化や障害後の残存神経機能評価への活用の期待が大きい．しかしながら，TMS マッピングの一般的手法は正確な計測に長時間を要することから，特に臨床現場での患者計測などを想定した場合には制約や限界を伴う．
 近年，筆者らは患者計測を簡便かつ正確に行うために，
TMS 計測をサポートするナビゲーションシステムを開発した．具体的には，刺激座標の不正確な同定は計測結果に影響を及ぼすことから，頭部上のコイル位置を正確に検者にリアルタイムフィードバックする機能を取り入れた．また，再現性の高いマッピングの取得を短時間で取得するた
めに，刺激ごとにマッピングを描画し検者にフィードバッ
クする機能を実装した．本研究では，このナビゲーション
システムによる TMS マッピング計測の精度検証を行うと共に，脳卒中患者 2 名による患者計測の結果を考察することを目的とした．

出した．背景筋活動（Background EMG : BGEMG）を TMSが行われる 5ms~50ms 前の筋活動の 2 乗平均平方根（Rootmean square : RMT）より算出した．
2.2 実験システム
システム構成図を図 1 に示す．GUI 及びシステム内部のプログラムは LabView（National instrument 社）により作成した．コイル位置のフィードバックは 3 次元動作解析用のカメラ（Natural Point 社）を 3 台使用し，頭部とコイルにそれぞれ取り付けた剛体のマーカ座標を用いて，頭部に対するコイルの相対位置を算出することにより行った．マッ
ピングの描画は，点群データをフィッティングするためのMatlab ツール‘Gridfit’を用いてマッピングを作成し，そこから MEP の応答範囲を表すエリアの境界線，そしてフィッティング後の重心位置（COG）を検者にフィードバッ
クした．また，コイル位置及びマッピングを同じグラフ上に描画した．
2.3 計測方法
始めに，脳波電極配置の国際 10-20 法における C3 に位置を同定し，その付近で MEP が最も大きく誘発される位置（Hotspot）を探し，原点座標としてシステムに登録した．

2. 実験 1：ナビゲーションシステム精度検証
2.1 被検者情報と計測条件
 被検者は健常成人 13 名（24±4.5 歳）とした．計測は座位姿勢で，右前腕を完全にリラックスさせた状態で行った．
筋活動電位（Electromyography：EMG）は右前腕の橈側手根屈筋（FCR），橈側手根伸筋（ECR）より取得した（帯域
周波数: 15-3000Hz，サンプリング周波数: 5000Hz）．TMS
は FCR をターゲットとして行い，MEP は TMS が行われてから 15ms~25ms 後に現れる誘発電位の peak-to-paek より算― 138 ―

Fig. 1 Experimental configuration

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）刺激強度は Hotspot における安静時閾値（Resting motor
threshold : RMT）の 1.1 倍とした．RMT は MEP が誘発される最も小さい刺激強度と定義されており，Maximum
likelihood threshold hunting algorithm[1]を使用し決定した．
コイル位置フィードバックによる精度検証は kitamura ら[2]が報告しているため，本研究ではマッピングのリアルタイム描画による計測精度を検証した．描画を利用した場合（With NAVI）としない場合（Without NAVI）をそれぞれ 2
試行ずつ，同日内に行った．マッピング手法は近年報告された疑似ランダム法を用いた[3]．この手法では計測時間を短縮しながら従来の手法と同程度の精度で計測できることが報告されている．刺激による皮質脊髄路変動の影響を避けるため，試行間では十分な休息を設けた．計測後，橈骨
神経への電気刺激により FCR から Mmax を取得した．また，
FCR と ECR における最大筋随意収縮（Maximum voluntary
contraction : MVC）を取得した．

4. 実験結果
4.1 実験 1：ナビゲーションシステム精度検証
 計測時間は Without NAVI で 338±14.4[s]，With NAVI で345±22.5[s]であり，有意差は見られなかった（p=0.10）．
RMT は Without NAVI で 52±7.7[%]，With NAVI で 52±
7.2[%]となり，有意差は見られなかった（p=0.52）．また，
CCC は Without NAVI で 0.968，With NAVI で 0.954 となり
いずれの手法においても高い再現性を示した．CCC において WithNAVI ではすべてのパラメータで高い再現性を示した．Without NAVI では Area において低い再現性を示した．
（CCC=0.308）．また，CCC の値はすべての変数で WithNAVI において Without NAVI と比較して高い値を示した．
 図 2 に全データセットと各刺激回数の CoG 間の距離を求め，並べたグラフを示す．刺激回数 40~60 回付近において
特に With NAVI が Without NAVI と比較して CoG 距離が有意に小さい値を示した．

2.4 解析・統計方法
 BGEMG，及びMEPをそれぞれMVC，Mmaxにより一般化した．全刺激におけるBGEMG平均値の±2SDから外れたデータは外れ値としてデータセットから除外した．
 計測時間，RMTにおいて手法間の差をt検定を用いて比較した． 実験システムと同様に，Gridfitを用いてマッピングを作成し，CoG，Areaを被検者ごとに算出した．それぞれの手法において，刺激回数80回目におけるCoGのx，y座標，
Areaの再現性をConcordance correlation coefficient（CCC）を用いて調べた[4]．また，RMTに対しても同様にCCCを用いて再現性を確認した．RMTは磁気刺激装置の最大出力を100%とした際のパーセンテージで表現した．先行研究より，
CCCが0.6以上となった場合，優れた再現性を持つと判断した[6]．また，各刺激回数で求めたCOGと全刺激が終わった
段階でのCOGの距離を算出することで，マッピングが収束するまでに必要な刺激回数を求めた．これらを各刺激回数でt検定により手法間で比較した．

4.2 実験 2：TMS マッピングを用いた患者実験
 本実験では 4 筋から筋電を取得したが，特に違いが顕著であった FCR（上部），FDI（下部）のみを示す．健常者における FCR の RMT は左半球が 51%，右半球が 61%となったことから，それぞれ 61%と 73%の刺激強度でマッピングを行った．利き手側（左半球）において MEP が非利き手側よりも空間的に大きくなり，また IO カーブにおいても利き手側がそれぞれの刺激強度でより高い MEP を誘発する傾向を示した（Fig3A）．
2 名の脳卒中患者は互いに違う傾向を示した．Stroke1 における RMT は麻痺側支配半球（右半球）で 63%，非麻痺
側支配半球（左半球）で 60%となったため，両方の半球で72%を用いて計測を行った．マッピングより麻痺側支配半球において，非麻痺側支配半球よりも MEP が全体的に小さく，また FDI ではその傾向がさらに強く表れた．また，
IO カーブにおいても同様の傾向が見られた（Fig3B）．
Stroke2 における RMT は麻痺側支配半球（左半球）で 58%，
非患側支配半球（右半球）で 60%となったため，両方の半球で 70%を用いて計測を行った．マッピングより麻痺側支
配半球において，非麻痺側支配半球よりも MEP が大きくなる傾向が見られた．この傾向は FCR，FDI ともに顕著に表れ，また IO カーブにおいても同様の結果が得られた（Fig3C）．

3. 実験2：TMSマッピングを用いた患者実験
3.1 被検者情報と計測条件
 被検者は健常成人女性1名と慢性期脳卒中患者2名とした．
EMGは左右のFCR, ECR, 上腕二頭筋（BB），少肢外転筋（FDI）から取得した．計測システムは実験1と同様のものを用いた．
3.2 計測方法
 実験1と同様のプロトコルを用いて，TMSマッピングを1回取得した．マッピングは主にFCRをターゲットに行い，計60発とした．またシステム上で描画する筋の切り替えを行いながら，他の筋のマッピングも同時に取得した．その後マッピングから得られる情報を基にHotspot位置を修正し，その位置で入出力応答（IOカーブ）を計測した．IOカーブはFCRの閾値下の刺激強度から各刺激強度で5発ずつ，5%ごとに上昇させ，FCRのMEPが上限に達した付近までを各被検者ごとに計測した．
3.3. 解析方法
 実験1と同様に，計測したTMSマッピングを解析した．
また，IOカーブにおいて，各刺激強度ごとにMEPの平均値を取得した．

― 139 ―

Fig. 2 The relationship between number of stimuli and
CoG distance (Average±SE)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.3 The TMS mappings and Io curves of control and two strokes. Left side of mapping shows left hemisphere (right hand) andright side shows right one (left hand). In IO curve, the red line shows dominant hand (control) or affected hand (stroke). FCR wa s
shown on top in each subject and FDI was shown on bottom.
4. 考察
4.1 実験 1：ナビゲーションシステム精度検証
 本研究の結果から，With NAVI において，CoG の x 座標，
y 座標及び Area のいずれも高い再現性が得られたが，Without NAVI の Area においては見られなかったことが確認された．また，CoG の x 座標においては With NAVI において有意に試行間の差が小さいという結果となった．これは，CoG と Area のフィードバックにより TMS マッピングの個人差をリアルタイムで捉え，構成に必要な刺激位置を的確に判断することができたからだと考えられる．全デー
タセットから算出した CoG と各刺激ごとに算出した CoG
間の距離を求めたグラフにおいて，40 回~60 回で With NAVIが有意に小さい差となった．収束地点が両手法とも 0 であることを考えると，With NAVI においてより早く CoG が安定したことが示唆される，よって，本研究の結果より開発したシステムにより TMS を高精度かつ少ない刺激回数で計測が可能となったと考えられる．
4.2 実験 2：TMS マッピングを用いた患者実験
今回対象とした脳卒中患者 2 症例は，一方は運動障害優位（Stroke 1），他方は感覚障害優位（Stroke 2）の特徴を持つ症例であった．Stroke1 は運動障害を反映して健側支配半球において MEP が空間的に小さくなり，また IO カーブにおいて麻痺側支配半球において MEP が低い結果となった．
Stroke2 においては逆に麻痺側支配半球において MEP が空
間的に大きくなり，IO カーブも麻痺側で高値を示した．この結果は感覚障害による運動出力の過剰さを反映しているものと考えられる．このように，M1 への刺激によって得られる MEP の空間的な広がりを評価することで，脳卒中
後の運動感覚障害の特性を評価できる可能性がある．本実験は一人の被検者データを取得するまで準備時間を含めて

1 時間以内で全ての計測を終えることができたことから，開発したナビゲーションシステムが TMS を用いた患者実験に対して有用であることを示すことができた．
5. 結論 本研究では，効率よくマップを取得するためのナビゲー
ションシステムを開発し，特に CoG と Area のリアルタイ
ムフィードバックに関してその有効性を検証した．結果として，本研究で開発したナビゲーションシステムは従来よりもさらに少ない刺激回数かつ高い再現性を示した．また，患者実験においてこのナビゲーションシステムを使用し，実際の計測を 1 時間以内に収めることができたことも，このシステムの有用性を示している．患者実験において，脳卒中患者間でまったく異なる神経機能を持つ傾向を示すことができた．今後，より多くの脳卒中患者や様々な疾患をTMS マッピングを用いて計測していくことは，障害後の残存神経機能のさらなる理解につながるだろう．
参考文献(1) Awiszus F., TMS and threshold hunting, Suppl Clin
Neurophisiol, Vol. 56, pp. 13-23, 2003.
(2) T. Kitamura, et al., The precise adjustment of coil location
for transcranial magnetic stimulation during dynamic
motion, Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc, pp.
3578-3581, 2013.
(3) M. van de Ruit, et al., TMS brain mapping in less than two
minutes, Brain Stimul, Vol. 8, pp. 231-239, 2015.
(4) V. Sankarasubramanian, et al., Reproducibility oftranscranial magnetic stimulation metrics in the study ofproximal upper limb muscles, J Electromyogr Kinesiol,Vol. 25, pp.754-764, 2015.

― 140 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）注意障害における探索行動分析のためのセンサフュージョンシステム
Sensor Fusion System in Patients with Aprosexia for Exploratory Behavior Analysis○

殿村隆太（首都大）大保

武慶（工芸大）松田 雅弘（城西大）

久保田 直行（首都大）万治淳史(埼玉みさと総合リハ病院)
Ryuta TONOMURA, Tokyo Metropolitan University
Takenori OBO, Tokyo Polytechnic University,
Tadamitsu MATSUDA, Chiba Josai International University
Naoyuki KUBOTA, Tokyo Metropolitan University
Atsushi MANJI, Saitama misato rehabilitation Hospital
Abstract: This paper proposes a novel system for patients with Aprosexia that makes it difficult to relocate thehuman's attention. Therefore, we focus on an exploratory behavior until recognizing target and moving to action
when subject do task. First, we develope a total system using Smart Device and 3D image sensor to analyze
exploratory behavior. Next, we propose diagnosis support system based on Trail Making Test (TMT) for patientswith Aprosexia with 3D image sensor to extract the patient’s behavioral features. Finally, we found how subjects
approaches a target hidden in a blind area.
Key Words: Aprosexia, Exploratory Behaivor, Sensor Fusion System, Smart Device
1. はじめに1.1. 注意障害に対する従来の検査方法と問題点
近年，交通事故や脳血管障害などが原因で脳に大きな損傷を負いながらも，現代医療の進歩により，一命を取り留めるケースが急増している．頭部外傷には脳損傷自体は軽症であっても，知能の低下，記憶障害，
注意障害，遂行障害などの高次脳機能障害を呈する症例がある事が知られている．その中でも注意障害を研究対象とする．注意障害は主に右半球の前頭前野や視床，脳幹網様体などのネットワークが病巣とされている[1]．注意障害は単独で発症するより，他の遂行障害
Fig.1 注意に関する要素
や半側空間無視，失語症などに合併して存在する事が多い．またリハビリテーションにおいても，周りに気が取られ，やるべき課題に集中できないため，この障害の改善は他の症状の改善にも繋がる．注意は 4 つの種類があり，それぞれの障害では以下のような症状に対応している(Fig.1)．①持続性注意：一定時間，ある
ものに対し反応を続ける能力．障害されると注意が向けられず，同じ課題をこなせないためミスが増える．
②選択的注意：多くの刺激から重要なものを選び出す
ように集中する能力．障害されると色々なものに反応し注意がそれ，関係ない事に引き込まれる．③転換的
注意：現在反応しているものから別のものに乗り換え
Fig.2 注意障害に対する現在の検査ていく能力．障害されると何かを行っていると，他の事ができない．④配分的注意：複数の事柄に同時に注
1.2. Trail Making Test と研究目的意を配分する能力．障害されると同時に二つの事を処本研究では Fig.2 に示した検査の中でも，検査時間が理できない．またこれらの注意の要素に対して，Fig.2
短く，普及率が高い Trail Making Test A(以下 TMT)に着に示すように症状を判断する検査がある[2]．しかし，目する．これはランダムに配置された 1 から 25 までの
これらの検査で使われる器具は紙面上での方法で診断
数字を順に結んでいくものであり，主に選択的注意のやリハビリテーションをしているため，診断には多大評価に用いられる．この検査は紙と鉛筆で行われていな労力と時間が費やされている現状にある．このようるため，評価方法が最終到達時間と，患者自身がどのな社会背景から，セラピスト(言語療法士，理学療法士，
ように課題に取り組んでいるかをセラピストの主観で作業療法士)が容易にデータの収集，分析が行え，リハ評価するだけになっている[3]．そのため，診断情報のビリテーションに応用できるシステムが求められてい共有ができず，患者の挙動の様子の表現もしづらい．
る．

― 141 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）これらの問題点に対して，本研究では，従来の TMT
検査をスマートデバイスを用いて再現することにより，
従来では計測できなかった生体データを取得し，定量的な評価を支援するシステムを構築した．さらに 3 次
元距離センサを用いてセラピストが主観で行ってきた患者の課題取り組みの評価を，姿勢情報等の計測により再現性をもたす．測定したそれぞれのセンサのデータを統合し，TMT 検査で次の目標を探索している行動を抽出し，3 次元描画をすることにより探索行動の動
作分析を行うセンサフュージョンシステムを提案する．
2. センサフュージョンシステムに基づくリハビリテーション支援システム
2.1. 全体システムの構成
本研究のシステムはスマートデバイスで再現された
TMT 検査を行う間，3 次元距離センサで常に姿勢情報を計測する．実験後に計測したデータから解析用のツールを使用し線分分析を行い，それに基づき探索行動分析を行う．これらの分析から，患者の特徴抽出や最終的な症状判断支援に繋げる(Fig.3)．
2.2. TMT 評価支援アプリケーション
既存の検査である TMT 検査を再現したアプリケー
ション（以下，アプリ）のインターフェースとして，
本研究ではスマートデバイスを用いる．スマートデバ
イスには既存のリハビリテーションの再現に必要な画像の表示や，鉛筆の代わりとなる電子ペンがある．そこで，TMT 検査用紙が A4 サイズの紙であるため開発にはそれと同等の画面サイズの iPad pro 12.9inch，鉛筆の代わりに Apple Pencil 用いた．Table.1，Table.2 にそれぞれの性能を示す[4]．
作成したアプリを Fig.4 に示す．TMT アプリの評価には 1~25 の番号が，定位置かつそれぞれに対して等距離に配置された TMT 検査を再現する．番号間の距離を一定にする事により，特定の方向への目標発見の不得意さの評価を行う．特に注意障害の中でも，方向性注意障害（半側空間無視）を併発している場合，無視されている場合や，右方向に注意の方向が固定されてしまうと，発見時間に偏りが生じる． このアプリでは，線分の軌跡の座標，到達時間，筆圧を測定している．
また，TMT 評価支援アプリでは計測したデータを元に，線の揺れ，筆圧の可視化，線分分析，ペンの移動の最高速度を表示する(Fig.5)．線分分析とは次の対象を探索している間のペンを止めている段階(以下 Phase1)，目標を発見してからそこに向かって移動している段階(以下 Phase 2)の二つの段階に分けて分析を行う．
特に Phase 1 は次の目標を探索するため，視線や頭部を動かして画面全体に注意を払うため，注意障害患者は特徴が現れるのではないかと考えた．Fig.5 のように速度が上がり始める山の始まりの点を Phase 1 と Phase 2の分岐点と定義し，分析を行う．得られた軌跡の点群
データから分岐点を以下のように定式化する．

Fig.3 全体システム
Table.1 iPad pro12.9inch のスペック

Table.2 Apple pencil のスペック

Fig.4 作成したアプリ

Fig.5 線分分析

― 142 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）An は n 番目の目標に向かっている時の点群である．
𝐴𝐴# = {1,2,3 … , 𝐿𝐿(𝑛𝑛)}(1)i から i+1 のユークリッド距離の移動平均(g(i))においての i から山登り探索で j を求める．
𝑑𝑑1 = 𝛽𝛽(𝑔𝑔 𝑗𝑗 − 𝑔𝑔(𝑖𝑖))

Fig.6 Kinect V2 のスペック(2)

wi は L(n)から i までの step 数の差に応じて重み付ける．

(3)
mn は n 番目の目標に向かっている時の Phase1 と Phase2の閾値であり，以下のように設定する．
𝑚𝑚# = 𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎 1∈< (𝑑𝑑1 ∙ 𝑤𝑤1 ∙ 𝑠𝑠1 )=(4)

2.3. 3 次元距離センサによる姿勢計測・探索行動分析
実験中は，Microsoft 社製の Kinect V2 を使用する．
Fig.6 に性能を示す[5]．Fig.7(a)に示すように患者の頭の x,y,z 軸の回転，肩の傾きと体の倒れを非接触で計測
し，iPad と TCP/IP 通信を介して課題進行状況を記録す
る．これは患者の課題へ取り組む際，健常者と比較し，どの程度注意が散漫し体が揺れるかを比較するためである．また，実験の再現性を取るために，Kinect V2 のSDK ツールにある Kinect Studio を使用する．これはKinect V2 から取得できるデータと映像を記録することができる． また保存したファイルを再生することにより，Kinect V2 から記録したデータを受け取っている
ように振る舞うことができる．また再生には巻き戻
し・コマ送り機能が備わっているため，動作解析が行いやすい．これを活用し，Fig.7(b)に示す，受け取ったデータから人の活動領域を 3 次元的に描画するプログ
ラムを使用し探索行動分析を行う．具体的には 2.2 節で定義した線分を探索している Phase 1 の状態に注目
し，3 次元描画する．この時，頭部の揺れ，回転を測定し，特徴を分析する．患者によって症状の度合い，
不得意な注意の向け方があるため，それを明らかにすることを目的とする．TMT 検査において各番号の配置
位置から過去→未来の状態，現在の位置を考慮した評
価を行う．
3. 実験結果
3.1. 実験条件
本実験ではは Apple pencil を使用した TMT アプリで個々の目標への到達時間の推移，筆圧の変化，線分の評価を行う．そして，注意の 4 つの要素，Kinect V2 を使用し，探索行動の特徴について評価する．
正常な注意機能のある被験者と注意障害のある患者と比較するため，予備実験として，健常者 3 人に対して提案システムを適用した．実験環境は Fig.8 に示す．
KinectV2 を患者から 1.5m 離して設置し，実験中は常に，被験者の探索行動分析のために一連の過程を正面から録画している．

Fig.7 Kinect V2 を用いた計測

Fig.8 実験環境
3.2. 実験結果と考察
実験で計測した TMT 検査のデータを TMT 評価支援
アプリで分析した結果を分析する．まず，筆圧の分散
は 0.05 以下となり，安定した力加減で課題をこなしていることがわかる．特に Phase 1 だと筆圧が高く，Phase
2 になると低くなる傾向が現れた．また，Fig.7(a)に示している𝜃𝜃B は±10°の範囲での揺れを確認した．
次に探索行動を抽出する．健常者でも Fig.5 で定義した Phase 1 が顕著に現れ到達時間に差がでた番号は 11→12 と 20→21 である．これらの共通する要素は現在の位置が iPad 上の左上の領域に位置し，目標が右下に向かう方向にあることである．被験者は全員右利きであり，自身の腕により死角が生まれる．現在の位置が左上にあるため，その死角の領域が最大になるため発見時間がかかったと推測される．この時の探索行動を再生，3 次元描画し，分析する．
Fig.9 に示した 3 次元描画で分析したところ，到達時間が遅かった箇所は，右肘をあげ，その下の領域を覗き込むような行動を行った．Fig.10 では 11→12 番，
Fig.11 では 20→21 番の探索中，発見・行動に移す際の― 143 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）参考文献[1] 鹿島晴雄 他，注意障害と前頭葉損傷，1995[2] 和田 義明, リハビリスタッフ・支援者のための
やさしくわかる高次脳機能障害, 秀和システム,
2012.
[3] 高岡徹 尾崎浩子，高次脳機能障害の検査と解釈
Trail Making Test／PP246-250[4] Apple, iPad の仕様，

Fig.9 探索行動分析

https://www.apple.com/jp/ipad-air/specs/(2017)[5] 中村薫，KINECT for Windows SDK プログラミン
グ

Fig.10 11→12 番の顔の挙動

Fig.11 20→21 番の顔の挙動
顔の挙動に対応を表した．Kinect V2 の座標系の関係上
𝜃𝜃C は左回転が正になる．数値でも明らかなように，①→④の順番に顔の向きが動く．Phase 1 の探索中の行動
は，左俯き方向に顔を持ってきて，右下の死角領域を確認する．Phase 2 では，ペンをその目標位置まで持っていく．この時，右方向に顔が回転することから，ペン，または発見した目標を視線で追い，顔をそちらの方向に向けることが確認できる．

4. まとめ本研究では探索行動の動作分析を行うセンサフュー
ジョンシステムを提案した．実験として健常者に提案システムを適用したところ，到達時間と探索中の Phase
1 の挙動に着目することにより，探索行動の特徴を分析することができた．
今後，注意障害患者，または高次脳機能障害患者に適用し，探索行動の分析を行う．探索行動を分析する
ことにより，それぞれ，患者自身の不得意な注意の向け方，方向性を明らかにし，最終的には症状判断の支援を行うことを目標とする．

― 144 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）半側空間無視の注意誘導を促す３D-VR 型可動スリットの動的環境への適応
Development of the VR-based movable slit system for street-crossing training
in stroke patients with unilateral spatial neglect○ 齋地健太（早大）  安田和弘（早大）  岩本晃（早大）
室井大佑（亀田リハビリテーション病院）  岩田浩康（早大）
Kenta SAICHI, Waseda University
Kazuhiro YASUDA, Waseda University
Akira IWAMOTO, Waseda University
Daisuke MUROI, Kameda Medical Center
Hiroyasu IWATA, Waseda University
Abstract: Unilateral spatial neglect (USN) is the failure to report, respond, or orient to novel or mean ingful stimuli thatare presented on the side opposite to a brain lesion. In the previous study, we introduced a 3D movable slit USN
rehabilitation system for near and far space neglect, and found that the system improved the line cancelation task in far
space. However, it is necessary to adapt the rehabilitation system in complex real environment. Thus, we developed the 3DVR-based movable slit system for street-crossing training, because street-crossing task involve complex emvironment,
perception of moving object, and motor intention. Here, we proposed the overview of the developed system and training
protocol for the system were presented.
Key Words: Stroke, Unilateral Spatial Neglect, Attention, Virtual Reality, Cognitive Rehabilitation
1. はじめに
半側空間無視（Unilateral Spatial Neglect：USN）は，大脳半球病巣と反対側の刺激を発見・報告すること，反応すること，向くことの障害であると定義されており (1)，脳卒中患者の約 50%に発症すると報告されている (2)(3)(4)．この USN
は，食事中に無視側の食器の食べ物を見落とすことや横断歩道通行時に無視側を注意できないことなど，日常生活動
作（Activities of Daily Living：ADL）に大きな支障をきたす(5)．また，USN はリハビリ効率を悪化させるため，ADL 改
善率が低下し入院期間延長の要因にもなっている (6)．
USN は，非無視側の刺激の有無によって影響を受けることが過去の研究から知られている (7)(8)．Mark らは，線分抹消課題において無視側の刺激を消去することで無視症状が改善することを示した (7)．この知見に基づき我々は，平面
画像にて非無視側の刺激をブラックアウトしつつ，無視側
へ全体映像をスライディングさせることで注意を無視側へ促す注意誘導システムを開発し，探索課題において即時的な改善効果を示した (9)(10)．さらに遠位・近位空間無視に対して，統合的に治療可能な 3D-VR 型可動スリットシステムを開発し，USN 患者に介入を行った結果，遠位空間の探索
課題において即時的な改善効果を認めた（Fig.1） (11)(12)．
近年，ADL での症状改善を目指した治療法として，多様な リ ハ ビ リ 環 境 を 構 築 す る こ と が で き る VR （ Virtual
Reality）技術を用いた治療・評価システムが開発されている (16)．Katz らは，横断歩道通行課題を行う VR システムを開発し，実際の通行における評価で有効性を認めた (17)．また Navarro らは，横断歩道通行課題を行う VR システムを開発し，USN 症状評価試験の点数と VR システムの点数に相関があることを認めた (18)．これらは，VR 空間における訓練が ADL 場面での無視改善に有効であることを示している．これまで我々は，USN 患者 1 名に 3D-VR 型可動ス
リットシステムにて 6 週間の介入を行った結果，ADL における問題を評価する Catherine Bergego Scale（CBS）(13)(14)(15)

Fig. 1 Movable slit in virtual reality environment (12)での変化が得られなかった（未発表データ）．これは，開発した VR 空間における刺激が静的刺激のみであり，ADL 場
面で経験する視覚入力とは情報処理過程が完全に一致しないことが原因であると推察した．そこで，本研究では ADL
における無視改善を目指した治療システムの開発を目的とし て ， 横 断 歩 道 通 行 場 面 を再 現 し た 没 入 型 VR 空 間 に
3D-VR 型可動スリットを実装し，動的刺激を含む複雑性の高い環境にて注意を誘導する USN 治療支援システムを開発したので報告する．
2. 横断歩道通行場面における注意誘導システム
2.1. システム設計
本システムは，ADL 場面で想定される動的刺激を含む「複雑性の高い環境」を構築し，さらにその刺激認知に基づいて「運動出力」を行うことができるシステムを設計した．その中で USN 患者の注意を無視側に誘導するために，― 145 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）「3D-VR 型可動スリット (11)(12)」を適応した．
システムの要求機能を以下に示す．
a) 動的刺激を含む複雑な環境の呈示
実際の ADL 場面では横断歩道通行における車や通行人のような動的刺激を含む複雑な環境を認知する必要がある．そこで VR 空間において走行・停止を繰り返す車を複数台設定し，複雑な環境を呈示する．
 b) 無視側への注意誘導
USN 患者は先述した通り，非無視側の刺激に影響を受け，無視側に注意が向かない．そこで 3D-VR 可動
スリットにより VR 空間における非無視側の視覚刺激を徐々にブラックアウトしていくことで，非無視側からの注意の「解放」と無視側への注意の「移動」を促す(11)(12)．
 c) 刺激認知に基づく運動出力
実際の ADL 場面では横断歩道通行における歩行のように，刺激の認知に基づいて運動を行う必要がある．そこで VR 空間において歩行に相当する視点の移動をジョイスティックの入力により操作する．但し，ジョイスティックは後遺症である運動麻痺の影
響を除外するため非無視側の手で操作を行う．

ットによって無視側の停止線まで誘導を行うが，車両が停止したにも関わらず車両に注意が向かずにス
ティック入力が正常に行われなかった場合は，可動スリットを非無視側から無視側へ繰り返し移動させて注意を誘導する．横断を終えるまで前方へ進み続けることを指示する．
 (e)運動出力（Fig.4(e)）
無視側の車両の停止を確認して正常にスティック入力を行うと，前方へのスティック入力によって視点が前方へ移動していく．
 (f)結果表示（Fig.4(f)）
横断歩道を通行し終えると Fig.3 に示すステージ毎の通過時間が表示される．

2.2. システム構成
 本 シ ス テ ム は ヘ ッ ド マ ウ ン ト デ ィ ス プ レ イ （ HMD ）（ Oculus Rift CV1, Oculus VR,Inc.），ジョイスティック（ 30JHK-ZT-30R3G, 栄 通 信 工 業 ）， PC か ら 構 成 さ れ る（ Fig.2 ）． VR 環 境 は ソ フ ト ウ ェ ア （ Unity, Unity
Technologies）を用いて独自開発された．本システムではトラッキングセンサー（Oculus Rift CV1, Oculus VR,Inc.）に
よって HMD の位置情報を取得しているため，VR 空間内の視点には首の回旋動作を反映している．開発した VR 空間には前方に横断歩道が設置されており，そこを一定の間隔で車両が走行・停止を繰り返す．システム内では非無視側
から無視側の順に車両の停止を確認し，かつジョイスティ
ックをそれぞれ後方，前方に入力することで横断できる仕組みになっている．課題中，無視側への注意を誘導するため 3D-VR 型可動スリット(11)(12)を導入した．
2.3. 使用方法
 本システムを用いたトレーニングは Fig.3 に示すフロー
チャートに従い，開発した VR 空間内で行う（Fig.4）．USN
患者に使用する際のトレーニング開始から終了までを以下で説明する．
 (a)状況確認（Fig.4(a)）
VR 空間前方に横断歩道があり，車両が往来している状況を把握できているかを確認する．この課題では横断が目的であることを伝える．
 (b)非無視側への注意（Fig.4(b)）
非無視側（図中では右）の車両の状況に注意を向けるように指示し，車両の停止が確認できたらジョイ
スティックを後方に倒すように指示する．
 (c)可動スリットによる誘導（Fig.4(c)）
非無視側の車両の停止を確認して正常にスティック
入力を行うと，3D-VR 型可動スリットが非無視側から無視側に向かって移動を開始する．
 (d)無視側への注意（Fig.4(d)）
無視側の車両の状況に注意を向けるように指示し，車両の停止が確認できたらジョイスティックを前方に倒すように指示する．この時，3D-VR 型可動スリFig2. System Overview

Fig3. Training flow of VR-based movable slit system for ADL― 146 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.4. 課題評価手法
 本システムでは横断歩道通行課題の達成時間によって，患者能力を評価する．評価指標として Fig.3 に示すステー
ジ毎の達成時間を用いる．ステージ区分の定義とそのステージ達成時間から解釈できる患者能力について以下で説明する．
・ステージ 1 達成時間
トレーニング開始から非無視側車両の停止を確認し，
ジョイスティックの後方入力を行うまでに経過した時間と定義する．これは非無視側への注意能力を示
す．
・ステージ 2 達成時間
可動スリットによる誘導開始から無視側車両の停止を確認し，ジョイスティックの前方入力を行うまでに経過した時間と定義する．無視側を含んだ注意能力を示す．但し，3D-VR 型可動スリットを用いた注
意誘導を行っている場合においては，その効果を含む．
 ・ステージ 3 達成時間
無視側車両の停止を確認し，ジョイスティックの前
方入力によって横断歩道を通行し終えるまでに経過した時間と定義する．空間認知から運動出力に反映させる能力を示す．
これらの指標を用いることで USN 患者の横断歩道通行
課題における無視改善を評価することができる．また USNによる注意能力の低下と，その他の原因による注意能力の低下を区別して記述することができる．これにより USN
患者の ADL 改善における阻害要因を定量的に評価して病態を明確にすることで，リハビリにおける有効な治療戦略の策定に貢献できる．
3. 考察
 本研究では，横断歩道通行場面を再現した没入型 VR 空
間に 3D-VR 型可動スリットを実装し，動的刺激を含む複雑性の高い環境にて注意を誘導する USN 治療支援システムを開発した．本システムの特徴として a) 動的刺激を含む
複雑な環境の呈示，b) 無視側への注意誘導，c) 刺激認知に基づく運動出力に着目している．これらは USN 患者に対する VR 技術を用いた先行研究に対して，複雑な環境での運動出力を伴う ADL 課題において無視側の刺激に対する注意誘導を行える点で優れており，これは臨床的にも重要な観点である．また本システムにおいて実装した 3D-VR 型
可動スリットは，あらゆる没入型 VR 空間に適応可能であり，多様な VR 空間を設定することで様々な ADL 場面における USN 治療を行うことができる．これにより従来の机上でのリハビリでは困難であった ADL 場面における無視改善を支援できることから，USN 患者の入院期間の短縮や
QOL（Quality Of Life）向上に繋がると考えられる．
 我々はこれまでの臨床試験から静的空間における3D-VR 型可動スリットの有効性を示しているが，本システ
ムのような動的刺激を含む複雑性の高い VR 環境への適応や運動出力を伴う課題への適応はなされておらず，そのよ
うな課題における 3D-VR 型可動スリットの有効性は明らかになっていない．そのため今後は，USN 患者を対象とした臨床試験を行い，本システムにおける 3D-VR 型可動スリットの有効性及び ADL 改善への効果を検証する必要があ
る．
Fig4. VR-based movable slit system for street-crossing training― 147 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. まとめ本研究では USN 患者の ADL における無視改善を目的として，これまで我々が提案した 3D-VR 可動スリットを動的刺激を含む複雑性の高い横断歩道通行場面に適応したシス
テムを開発した．本システムは，複雑性の高い ADL 課題
において無視側への注意誘導を行うことができる点で優れており，ADL における無視改善の有効な手法であると考えられる．今後は本システムによる USN 患者を対象とした臨
床試験を行い，システムの有効性及び ADL 改善への効果を示す必要がある．
謝辞
本研究の一部は早稲田大学理工学研究所奨励研究費（研究番号 16C-13）により実施されました．ここに謝意を表します．
参考文献(1) K.M. Heliman, E. Valenstein, Neglect and relateddisorders, Semin Neurol, Vol. 20(04), pp. 463-470, 2000.
(2) A. Bowen, K. McKenna, R.C. Tallis, Reasons forvariability in the reported rate of occurrence of unilateral
spatial neglect after stroke, Stroke, Vol. 30, No. 6, pp.
1196–1202, 1999.
(3) P. Appelros, G.M. Karlsson, A. Seiger, I. Nydevik,
Neglect and anosognosia after first-ever stroke: incidence
and relationship to disability, J Rehabil Med, Vol. 34, No.
5, pp. 215–220, 2002.
(4) T.C. Nijboer, B.J. Kollen, G. Kwakkel, Time course of
visuospatial neglect early after stroke: a longitudinalcohort study, Cortex, Vol. 49, No. 8, pp. 2021–2027, 2013.
(5) K. Li, P.A. Malhotra, Spatial neglect, Pract Neurol Vol. 15,
No. 5, pp. 333–339, 2015.
(6) R. Gillen, H. Tennen, T. McKee, Unilateral spatial
neglect: relation to rehabilitation outcomes in patientswith right hemisphere stroke, Arch Phys Med Rehabil, Vol.
86, No. 4, pp.763-767, 2005
(7) V.W. Mark, C.A. Kooistra, K.M. Heilman, Hemispatial
neglect affected by non-neglected stimuli, Neurology. Vol.
38, No.8, pp. 1207–1207, 1988.
(8) A. Berti, A. Maravita, F. Frassinetti, C. Umilta, Unilateralneglect can be affected by stimuli in the neglected field,
Cortex. Vol. 31, No.2, pp. 331– 343, 1995.
(9) 竹内貴哉，安田和弘，姫野好美，中村幸浩，黒木洋美，
岩田浩康，半側空間無視治療のための注意の解放と移動を促す視覚誘導システムの開発と臨床評価，第31回ライフサポート学会大会（LIFE2015），2F1-03，2015．
(10) 竹内貴哉，安田和弘，姫野好美，黒木洋美，岩田浩康，
注意の解放と移動を促すUSN治療支援システムの開発―注意誘導スリットによる即時的効果の検証―，ライフサポート学会誌，Vol. 28，No. 3，2016．
(11) 安田和弘，室井大佑，大平雅弘，岩田浩康，半側空間無視の近位・遠位空間無視を統合的に治療可能な没入型VR治療システムの開発，第32回ライフサポート学会大会（LIFE2016），3A2-A06，2016．
(12) K. Yasuda, D. Muroi, M. Ohira, H. Iwata, Validation of an
immersive virtual reality system for training near and far
space neglect in individuals with stroke: a pilot study, Top
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(13) C. Bergego, P. Azouvi, C. Samuel, F. Marchal, A.
Louis-Dreyfus, C. Jokic, L. Morin, C. Renard, P.
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d’evaluation fonctionnelle de l’heminegligence dans la vie
quotidienne:l’echelle CB, Annales de Readaptation et deMedecine Physique, Vol. 38, No.4 pp.183-189, 1995.
(14) P. Azouvi, F. Marchal, C. Samuel, L. Morin, C. Renard, A.
Louis-Dreyfus, C. Jokic, L. Wiart, P. Pradat-Diehl, G.
Deloche, C. Bergego, Functional consequences andawareness of unilateral neglect: Study of an evaluation
scale, Neuropsychol Rehabil, Vol. 6, No.2, pp. 133-150,
1996.
(15) P. Azouvi, S. Olivier, G. de Montety, C. Samuel, A.
Louis-Dreyfus, L. Tesio, Behavioral assessment of
unilateral neglect: study of the psychometric properties of
the Catherine Bergego Scale, Arch Phys Med Rehabil, Vol.
84, No.1, pp.51-57, 2003.
(16) T. Ogourtsova, W.S. Silva, P. Archambault, A.
Lamontagne, Virtual reality treatment and assessments forpost-stroke unilateral spatial neglect: a systematic
literature review, Neuropsychol Rehabil, Vol. 27, No. 3,
pp. 1-46, 2015.
(17) N. Katz, H. Ring, Y. Naveh, R. Kizony, U. Feintuch, P.L.
Weiss, Interactive virtual environment training for safe
street crossing of right hemisphere stroke patients with
Unilateral Spatial Neglect, Disability and Rehabilitation,
Vol. 27, No.20, pp. 1235-1243, 2005.
(18) M.D. Navarro, R. Llorens, E. Noe, J. Ferri, M. Alcaniz,
Validation of a low-cost virtual reality system for training
street-crossing. A comparative study in healthy, neglected
and non-neglected stroke individuals, Neuropsychol
Rehabil, Vol. 23, No.4, pp. 597-618, 2013.

― 148 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）没入型 VR による下肢運動錯覚がミラーニューロンシステムに与える影響
Influence of lower limb motor illusion on mirror neuron systems by immersive virtual reality○平井大智（早大）福嶋勇太（早大）安田和弘（早大）大橋洋輝（慈恵会医科大）岩田浩康（早大）
Daichi HIRAI, Waseda University
Yuta FUKUSHIMA, Waseda University
Kazuhiro YASUDA, Waseda University
Hiroki OHASHI, The Jikei University School of Medicine
Hiroyasu IWATA, Waseda University
Abstract: Neuroplasticity is indispensable for restoring sensorimotor function in patients with stroke and paralysis.
Neuroplasticity processes require brain activation by feedback from the outside world. We aimed to develop a system forincreasing neuroplasticity by activating mirror neurons while reducing hemisphere suppression. We developed arehabilitation device that is applicable to patients with no movements via the use of a virtual reality-driven movement
optical illusion. We used the device for seven healthy subjects and found significantly more mirror neuron activation withthe device than without the device.
Key Words: Stroke, Mirror Neuron, Mirror Neuron System, Virtual Reality, Lower limb
1. はじめに脳卒中におけるリハビリ手法として鏡療法（Mirror
therapy: MT）がしばしば用いられる．この MT はミラーニューロンシステム（Mirror Neuron System: MNS）に基づいたリハビリと位置づけられ，安価で重度麻痺に応用できる
ことからもその臨床的価値が大きいとされている (1)，(2)．
一方で，MT では半球間抑制による損傷脳に対する抑制，および下肢への適用には患側下肢を隠し，両足の間に鏡を置くなど大掛かりとなり MT を用いたリハビリ自体が困難であるといった問題が挙げられる．
MNS に関しては近年議論が進んでおり，運動観察等による視覚刺激と運動感覚とが密接に結びついていることも科学的に証明されている (3)．その中では視覚情報のフィード
バックにより MNS が賦活化し，脳の運動領域が賦活するという知見も得られており (4)，麻痺側の動きを観察・模倣することによるニューロリハビリが多く研究されてきている．その中でも視覚刺激により運動錯覚を惹起させる研究は近年のバーチャルリアリティ（Virtual Reality: VR）の普及により行われ，幻肢痛治療などの方法として研究が進められている (5)．一方で健側の動きをセンシングして患側に反転する方法は，半球間抑制の影響により患側大脳皮質の賦活を抑制してしまうため，発症初期におけるニューロリ
ハビリとしては効率的ではない．
金子らによれば，VR の中でもヘッドマウントディスプ
レイ（Head Mounted Display: HMD）を用いた視覚刺激は，被験者が無意識下で筋収縮を発現するほど運動出力系に強く影響することが明らかになっているが（6），そのメカニズ
ムは明らかでない．HMD を用いた視覚刺激は没入感が高いことから，従来のビデオ映像を手の上に覆い被せて行う方法よりも MNS への働きかけが大きいことが予測されるが，HMD を用いた視覚刺激による運動錯覚が MNS に与える影響を述べた報告は我々の知る限りでは無い．
そこで本研究では，没入型 HMD を用いた 3D-VR を用
いて，簡易的で且つ半球間抑制の低減を考慮したリハビリシステムの構築を行った．本稿では視覚刺激による運動錯
覚が MNS に与える影響について注目し，健常者による試験によって検証・評価を行った．
2. 提案装置による MNS への影響検証
2.1 システム構成
本装置は HMD（Oculus Rift， Oculus VR，Inc．），コント
ローラ，カメラから構成される（Fig．1）．VR 映像では患者の視線と一人称アバターの視線が一致するようカメラ配置する．患者がコントローラのスイッチを押し，コントローラからの信号により患者の麻痺側に応じた部位のアバタ
ーの足関節が背屈動作する （Fig．2）．本システムは安静座位が可能な急性期における脳卒中患者でも適用が可能となっている．本試験は健常成人男性 7 名 22.8±0.7 歳 を対象とし，早稲田大学倫理審査委員会の承認の下実施した（承認番号 2016-240）．また，対象者には本研究の目的・方法・リスクの説明を行い，書面による同意を得た．

Fig．1 VR Therapy System

Fig．2 Dorsiflexion of ankle joint in virtual reality
2.2 介入方法
 被験者は座位で維持，VR による運動観察の有無による― 149 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）２条件で試験を行った．VR の映像は被験者の持つコント
ローラのスイッチの入力情報に基づいて動作し，各条件において 80 秒間，被験者の意思によりコントローラのスイッ
チ動作を行わせた．試験中は，脳波に関わるアーチファク
トを最小限にするため，まばたきや眼球動作，体動を極力控えるよう指示した．また，試験中は HMD を装着した状態で試験を行い，VR による介入がない（提示映像はブラックアウト）場合も開眼状態でいるよう指示をおこなった．
さらに，評価のバイアスを避け，客観的な評価を行うために，条件は各被験者間においてその順番をランダマイズ化して行った．条件間に 3 分のインターバルを設けた．
2.3 評価・解析
 MNS の評価は μ 波(mu-rhythm)抑制を評価することにより間接的に評価可能であることが近年の研究結果から明らかとなっている(7)，(8)．μ 波とは，感覚運動領域上（国際 20-10
法における C3，C4 ）で認められる 10~13Hz 付近の α 帯域成分で，実際の運動や運動イメージなどにより減衰することが知られている (9)．μ 波の測定には日本光電社製脳波計 EEG-9100 ニューロファックス μ を用いた．計測部位は，
国際 10-20 法に基づき，両耳朶を基準電極(A1，A2)とし C3，
C4 の 2 部位とした．ニュートラル電極は鼻根部に電極を配置した．また，電極の配置の際は接触インピーダンスが10kΩ 以下になるようにした．高域遮断フィルタは 30Hz に設定し，サンプリング周波数は 1000Hz で計測を行った．
計測時間は 80sec とし，開始の合図による脳波への影響を考慮し，始めの 10sec 間のデータは除外し，さらに，まばたきや眼球運動，体動などのアーチファクトも除外し，各条件 60sec のデータを抽出し，解析を行った． データの解析は MATLAB によって FFT 処理をし，10~13Hz 帯の μ 波のパワー値を求めた．2 条件において 60sec 分の抽出デー
タにおける 10~13Hz 帯の μ 波のパワー値の平均値を求め，Wilcoxon の符号付き順位和検定により統計処理を行った．
統計学的有意水準は 5%未満とした．
3. 評価・解析
 VR による介入条件ではμ波が有意に低減する結果が得られた（p<0．05）（Fig．3）．

おける μ 波の有意な減弱が確認できた．μ 波の減弱は MNSの賦活と相関があることから，3D-VR を用いた視覚刺激において MNS を賦活させることが可能であることが示唆された．3D-VR による介入は金子ら （6）によれば，運動出力系に大きな影響を与えるとしているため，近年行われているビデオ映像を重ね合わせて行うものよりも皮質脊髄路への影響が大きいものと考えられる．つまり，3D-VR の高い
没入感は MNS に強い働きかけを起こし，それが逆モデルとして運動領域を活性化させることにより皮質脊髄路の興奮性へも大きく影響を与えたのでは無いかと考えられる．
今回の結果では 3D-VR による視覚刺激により MNS が有意に賦活する結果が得られたが，それが皮質脊髄路の興奮性に大きく影響していることに関連するとすれば，従来手法との比較により 3D-VR がニューロリハビリテーションの分野で大きな価値を見出す可能性がある．また，本開発機
器は健側の動きをセンシングせず適用でき，半球間抑制の影響を従来手法より低減できるため，脳卒中の術後直後の患者に対して早期ニューロリハビリテーション手法として応用が可能であると考えられる．
5. まとめ脳卒中患者における半球間抑制の問題を考慮し，MNS に基づいた 3D-VR リハビリシステムを開発した．本システム
による介入により，μ 波の有意な低減がみられ，MNS が有意に賦活するという結果が得られた．本結果から開発した
システムが，MNS に基づいたリハビリシステムとして応用できる可能性があることが示唆された．
参考文献(1) 遠野ゆり，ミラーニューロンをめぐる研究動向の検証- 神経細胞水準からみる「他者」の色合いの解明に向けて- ，法政大学キャリアデザイン学会，2015．
(2) 武市理史脳卒中患者の麻痺側足関節背屈に対する
Mirror Therapyの効果Single Case Designによる検討
第47回日本理学療法学術大会Vol.39No.22011(3) Giacomo Rizzolatti， Laila Craighero ， THE
MIRROR-NEURON SYSTEM，Neurosci，Vol. 27，
pp. 169-192，2004．
(4) Denis Ertelt， Action observation as a tool for

(5)

(6)

(7)

Fig．3

(8)

Power spectrum of mu-rhythms

4. 考察
 本研究では μ 波を神経生理学的指標として，3D-VR を用いた一人称運動観察による視覚刺激が MNS に与える影響について検証を行った．その結果,中心溝付近の C3，C4 に(9)― 150 ―

neurorehabilitation to moderate motor deficits andaphasia following stroke ， Neural Regen Res ，2012．

M.Osumi, A.Ichinose, Restoring movement representation
and alleviating phantom limb pain through short-term
neurorehabilitation with a virtual reality system, European
Journal of Pain, Vol21, pp. 140-147,2016
金子文成，ヘッドマウントディスプレイを用いた自己運動錯覚様視覚刺激の持続的付与が皮質脊髄路および一次運動野内の興奮性に及ぼす影響 – 背景条件依存的な変化の差異と臨床応用への示唆- ，日本理学療法士協会，2015．
A.Olsson, Learning fears by observing others: The
neural systems of social fear transmission , SCAN,
Vol. 2, pp. 3-11, 2007.
L.M.Oberman, The human mirror neuron system: A
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兒玉隆之，振動刺激による運動錯覚の脳内神経活動および機能的連関，理学療法学，第41巻第2号43~51頁，2014．

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）脳卒中後歩行・バランス障害に対する経頭蓋直流電気刺激の応用
Transcranial direct current stimulation for gait and balance disability after stroke○ 万治淳史（埼玉みさと総合リハビリテーション病院）網本和（首都大学東京）
松田雅弘（城西国際大学）和田義明（玉川病院）稲葉彰（関東中央病院）
Atsushi Manji, Saitama Misato Sogo Rehabilitation hospital. Kazu Amimoto, Tokyo Metropolitan University.
Tadamitsu Matsuda, Josai International University. Yoshiaki Wada, Tamagawa Hospital. Akira Inaba, Kanto Chuo Hospital
Abstract: Transcranial direct current stimulation (tDCS) is used in a variety of disorders including upper limb paralysis,
hemispatial neglect, aphasia, and apraxia, and its effectiveness has been demonstrated. Although gait ability is importantfor daily living, there were few reports of the use of tDCS to improve balance and gait ability. It previously reported thatthe supplementary motor area (SMA) potentially plays an important role in balance recovery after stroke. We aimed toinvestigate the effect of combined therapy Body weight supported treadmill training (BWSTT) and tDCS on gait function
recovery of stroke patients.
Two BWSTT periods of 1 weeks each, with real tDCS (anode: front of Cz, cathode: inion, 1mA, 20minutes) on SMA andsham stimulation were randomized in a double-blind cross-over design. We measured time required of 10m walk test
(10MWT) and timed up and go test (TUG) at the before and after each periods.
We found the real tDCS with BWSTT improved gait speed (10MWT) and applicative walking ability (TUG) significantly
compared with BWSTT + sham stimulation period (p<0.05).
Our findings demonstrated the feasibility and efficacy of tDCS in the gait training after stroke. It is possible that thefacilitative effects of tDCS on SMA resulted in improvement of postural control during BWSTT. The results indicatedimplications for the use of tDCS in balance and gait training rehabilitation after stroke.
Key words: stroke, transcranial direct current stimulation, body weight supported treadmill training

１．はじめに
近年、脳卒中（&9$）後の運動麻痺の回復に対し、
経 頭 蓋 直 流 電 気 刺 激 （ 7UDQVFUDQLDO GLUHFWFXUUHQWVWLPXODWLRQW'&6（図 ））などの非侵襲的脳刺激（1RQLQYDVLYH EUDLQ VWLPXODWLRQ1,%6）の有効性が報告されている  。対象となる障害は上肢運動麻痺、半側空間無視、失語、失行
など多岐に渡り、その有効性について、報告されている。一方で、日常生活動作の再獲得に際してはバランス能力や歩行能力が重要となるがこれらを対象とした W'&6 の適用を試みた報告は非常に少ない。
W'&6 を用いた介入研究でバランスや歩行を治療目標としたものについては、
パーキンソン病  や
小児麻痺  を対象にしたものが見られる。これらの研究においては 一次運動野（ 3ULPDU\ 0RWRU$UHD0）の下肢領域に対して W'&6 を実施し、下肢運動機能や歩行能力改善に与える効果について検証している。
W'&6 の刺激対象となると考えられている脳皮質とバランスや歩行との関連を見た際、0が下肢の随意的な運動
図 1：tDCSの発現を担うのに対して 、 運 動 関 連 領 野 で あ る 運 動 前 野 （ 3UHPRWRUDUHD30$）や補足運動野（6XSSOHPHQWDU\PRWRUDUHD 60$）が歩行運動の計画や調節を担っている。中でも 60$ は歩行中のバランス保持において重要となる先行性随伴性姿勢調節（$QWLFLSDWRU\SRVWXUDODGMXVWPHQWV$3$’V）や歩行能力の回復に重要な役割を担っている  。
 我々は &9$ 後片麻痺患者の歩行・バランス障害の改善のため、60$ に対する W'&6 の適用の有効性について検証を行っている。

研究① 補足運動野に対する W'&6 がバランスに与える影響（健常者研究）
60$ に対する W'&6 がバランスに与える影響に関する報告は少ない。研究①では健常者を対象とし、60$ への W'&6 の適用について検証を行った。
.LULPRWR らは健常者を対象者とし、補足運動野に対する陰極刺激を行い、上肢挙上動作時の先行する下肢筋活動（$3$V）に影響を及ぼすことを報告した。我々は脳卒中後患者への 60$W'&6 の適用に先立ち、陽極刺激による 60$ の賦活がバランス能力に与える効果について検証を行った。

― 151 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）対象は健常成人  名（男  名、女  名、平均 歳）であった。W'&6 は陽極を 60$、陰極を外後頭隆起に貼付し、刺激強度 ｍ$、刺激時間  分間で実施した。評価は刺激前後で重心動揺計上、立位での上肢挙上動作、片脚立位保持動作を実施した。
結果、刺激前後で上肢挙上動作中～後の重心移動
総軌跡長の短縮、片脚立位保持中の重心移動総軌
跡長の短縮が見られた。60$ に対する W'&6 陽極刺激により、60$ の持つ姿勢調整機能の促通が図ら
れ、重心動揺の減少に寄与したと考えられる。

片脚立位 重心動揺軌跡長40_______＊______

35
30

25

20

15

10

5

0

PRE
POST

図 3：SMA –tDCS による重心動揺変化
研究② 脳卒中後患者に対する 60$W'&6×%:677併用療法の効果の検証 研究背景
W'&6 の適用については他療法との併用療法が効果的であるとの報告があり  、&9$ 後患者に対するW'&6 の適用についても、W'&6 の利点として挙げられる拘束性の少なさを活かして、他療法との併用療法についての報告が見られる。具体的には上肢運動麻痺に対する 0 上肢領域に対する刺激と &,療法やロボティックトレーニングとの併用  、半側空間無視に対する下頭頂回（,QIHULRUSDULHWDOJ\UXV,3*）に対する刺激とプリズムアダプテーシ
ョンの併用  、失語に対する下前頭回（,QIHULRUSDULHWDOJ\UXV,3*）に対する刺激とスピーチセ
ラピーの併用  などが挙げられる。
&9$ 後歩行障害に対するトレーニング手法については部分免荷トレッドミルトレーニング（%RG\ZHLJKWVXSSRUWHGWUHDGPLOOWUDLQLQJ%:677）
に関する報告がなされている。効果としては歩行速度の改善や歩行時姿勢の非対称性の改善などが挙げられている  。我々は &9$ 後歩行障害の改善に有効とされている %:677 と姿勢調節に重要とされる 60$ への W'&6を組み合わせることによって %:677 による歩行の改善効果の促進が図れるのではないかと考えた。
そこで本研究の目的は &9$ 後片麻痺患者に対する%:677 と W'&6 の併用療法が歩行能力の改善に与える効果について、明らかにすることとした。
 方法 W'&6×%:677
W'&6 は、電極貼付位置は陽極を脳波測定時に使用する国際 ‐ 法における &] から頭部前後径の ％（約４㎝）前方を中心に貼付した。陰極貼
付位置は外後頭隆起とした。刺激強度は P$ とし、%:677 実施中の  分間刺激を行った。本刺激・偽刺激の設定はパスワード入力によって行い、対象者・介入実施者は刺激の種類はわからないようにした。
%:677 について、
実施頻度および時間は  日  回
 分、実施期間は１週間とした。対象者はトレッドミル上で免荷機器によって、体重の ％を免荷した状
態で歩行を行った。歩
行速度は対象者のトレッドミル上での最大 歩 行 速 度 の  ～％とした。トレッド
ミル上での最大歩行
速度は歩行継続困
難、本人内観、足のひきずりなどから
図 4：tDCS・BWSTT 併用療法決定した（図 ）。 シングルケースデザインによる検討 対象は &9$ 後片麻痺患者２名（症例 ;（中等度症例）： 代男性 脳梗塞 %56Ⅳ 足部装具歩行修
正自立レベル． 症例 <（十症例）： 代男性 脳出血 %56Ⅲ 杖＋金属支柱付き短下肢装具歩行
見守りレベル）であった。各症例に対し、%:677＋
ｔ'&6（5HDO6KDP）の併用療法を実施。%$% デザイ
ンにて効果を検証した。
 ２症例共に 6KDP 刺激期間に比べ、5HDO 刺激期間において、ｍ歩行速度、7LPHGXSDQGJRWHVWの所要時間短縮効果が大きかった。
（図 ）

― 152 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 5：tDCS・BWSTT 併用療法の効果 ランダムクロスオーバーデザインによる検討
 研究デザインには二重盲検ランダム化クロスオーバー比較試験を採用した。対象は回復期リハビ
リテーション病院入院中の CVA 後片麻痺患者 30名（45-79 歳，男 21 名・女 9 名）であった。取り
込み基準は①初発テント上病変、②歩行障害、③
見守り～軽度介助で 20ｍ程度歩行が可能、④BWSTT が可能である者とした。除外基準は①運偽刺激）の順番を入れ替えて介入を行った(図 6)。

主要評価項目として ｍ歩行 0:7 、7LPHG
XSDQGJRWHVW 78* を実施し、各検査の所要時間を計測した。副次評価項目として、)XJOPH\HU
DVVHVVPHQW 下肢項目 )0/( 、3HUIRUPDQFH
RULHQWHGPRELOLW\DVVHVVPHQW 320$ 7UXQNLPSDLUPHQWVFDOH 7,6 )XQFWLRQDO
LQGHSHQGHQFHPHDVXUH ),0 の測定を行った。
結果、主要評価項目の 0:7 所要時間、78* 所要
時間について、反復測定分散分析の結果、時期による主効果および時期と群による交互作用が見られ、単純主効果検定の結果、$・% 両群共、W'&6
本刺激実施後に他の時期との有意な差が見られたS 。
副次評価項目：下肢・体幹機能・バランス能力・日常生活動作自立度について、反復測定分散分析の結果、時期による主効果が見られた S 。群による主効果、交互作用は見られなかった。
㻼㼞㼑㻌㼠㼑㼟㼠

㻼㼛㼟㼠㻌㼠㼑㼟㼠㻌㻝㻼㼛㼟㼠㻌㼠㼑㼟㼠㻌㻞㻝㻠㻚㻜 ± 㻡㻚㻣㻝㻢㻚㻟 ± 㻡㻚㻝㻝㻟㻚㻞 ± 㻡㻚㻡㻝㻠㻚㻠 ± 㻠㻚㻜㻹㼍㼕㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㻵㼚㼠㼑㼞㼍㼏㼠㼕㼛㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㼜㻨㻜㻚㻜㻡
㼜㻨㻜㻚㻜㻡

㻝㻣㻚㻜 ± 㻥㻚㻠㻝㻣㻚㻥 ± 㻡㻚㻞㻹㼍㼕㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㻵㼚㼠㼑㼞㼍㼏㼠㼕㼛㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㼜㻨㻜㻚㻜㻡
㼜㻨㻜㻚㻜㻡

㻖
㻭
㻝㻜㼙㼃㼀
㻮

㻝㻣㻚㻞 ±
㻝㻣㻚㻠 ±

㻣㻚㻡
㻡㻚㻣

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㻭
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㻞㻝㻚㻢 ± 㻝㻞㻚㻤㻞㻝㻚㻡 ± 㻣㻚㻝㻝㻣㻚㻜 ± 㻤㻚㻢㻞㻜㻚㻝 ± 㻢㻚㻝㻲㻹㻌㻸㻛㻱

㻭㻮㻞㻞㻚㻟 ±
㻞㻝㻚㻠 ±

㻢㻚㻝㻠㻚㻤㻞㻞㻚㻥 ± 㻡㻚㻡㻞㻝㻚㻣 ± 㻠㻚㻢㻞㻟㻚㻝 ± 㻡㻚㻡㻞㻝㻚㻥 ± 㻠㻚㻢㻹㼍㼕㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㻵㼚㼠㼑㼞㼍㼏㼠㼕㼛㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㼜㻨㻜㻚㻜㻡
㼚㻚㼟㻚

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㻤㻝㻚㻥 ± 㻝㻟㻚㻝㻤㻝㻚㻞 ± 㻝㻟㻚㻤㻤㻢㻚㻝 ± 㻝㻜㻚㻜㻤㻟㻚㻣 ± 㻝㻝㻚㻤㻤㻣㻚㻜 ± 㻥㻚㻡㻤㻢㻚㻝 ± 㻝㻜㻚㻜㻹㼍㼕㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㻵㼚㼠㼑㼞㼍㼏㼠㼕㼛㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㼜㻨㻜㻚㻜㻡
㼚㻚㼟㻚

㻼㻻㻹㻭

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㻮

㻞㻝㻚㻣 ±
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㻞㻞㻚㻡 ± 㻟㻚㻡㻝㻥㻚㻤 ± 㻟㻚㻟㻞㻞㻚㻥 ± 㻞㻚㻣㻞㻜㻚㻠 ± 㻞㻚㻤㻹㼍㼕㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㻵㼚㼠㼑㼞㼍㼏㼠㼕㼛㼚㻌㼑㼒㼒㼑㼏㼠㼜㻨㻜㻚㻜㻡
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度の認知症・高次脳機能障害を有する者、③頭部への金属の埋め込み、心臓ペースメーカー植え込みがある者とした。
 研究のプロトコルは、取り込まれた対象をラン
ダムに 2 群（Ａ群・Ｂ群）に割り付け、2 期間の介入期間と各介入期間と各介入期間の前・後の評価期間を設定した。2 期間の介入期間には tDCS(本刺激)を実施する期間と BWSTT と偽刺激を実施する期間を設けた。一方の群（Ａ群）には前半の期間で tDCS（本刺激）と BWSTT を実施、後半の期間で偽刺激と BWSTT を実施した。もう一方の群には BWSTT と併用する刺激の種類（本刺激・

図 6：tDCS・BWSTT 併用療法の効果

図 7：10ｍ歩行テスト・TUG 所要時間 結果

考察
研究①の結果から、60$ への W'&6 は $3$V（先行性の姿勢調節筋活動）に影響を与え、バランス課
題におけるパフォーマンスに影響を与えることが示唆された。
研究②の結果から、&9$ 後片麻痺患者に対する60$ への陽極ｔ'&6 が %:677 による歩行能力改善効果の促進に寄与する可能性が示唆された。60$ による姿勢調節能について、上肢挙上動作に際し、先行的な筋活動を惹き起こすことによって、動作に伴う体幹の重心の動揺を抑え、安定した動作遂― 153 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）行が可能になる  。歩行においては、立脚初期での前方への動揺に先行する股関節伸展方向への活動
や遊脚に先立つ対側への重心移動などを行っている。パーキンソン病患者ではこのような体幹部での反応が欠如し、歩行中の体幹部での運動の減少が特徴として挙げられ、バランス能力の低下、転倒リスクの増大が問題として挙げられる  。&9$
患者でも麻痺側立脚初期での体幹の前傾方向への動揺や麻痺側脚振出時に対側への重心移動、体幹での立ち直りが不十分となり、代償として、対側への体幹の側屈を行うことでバランスとして脆弱な状態が作り出されている  。
 %:677 はこのようなバランス的な負荷を軽減することで立位・歩行の遂行を助ける効果が期待されるが、健常人の歩行に比べ、体幹部の動揺は残存し、効率的なパターンでのステップの実現が阻害されていると考えられる。このような状態は%:677 による歩行能力改善の効果を抑制する因子であると考えられる（図 ）。
 &9$ 後片麻痺者におけるバランス応答には 60$の活動が重要であり、リハビリテーションによるバランス能力の改善にも 60$ が関与することが報告されている  。本研究で用いた 60$ に対する
DQRGDO W'&6 が 60$ の活動を高め、ステップに伴う体幹の動揺の軽減や移動するベルトに合わせた重心移動といったバランス反応の促通が行われ、%:677 による歩行改善効果を高めた可能性や、バランス能力の再学習・再獲得に寄与した可能性が考えられた。
 先行研究では 0 に刺激を行い、歩行能力の向上が見られている  。機序として、下肢の随意性の向上が考えられる。W'&6 の機器的な特性（刺激が広範囲に渡って入力される）から両電極間に存在する 0 への刺激が入力され、歩行中の下肢機能の促通に寄与し、トレーニング効果の改善の助けと

図 8：SMA-tDCS 実施による姿勢変化

なった可能性も考えられる。今後、電極位置を変えての比較対照研究や歩行中の体幹の動揺に関する検討や動作解析や重心動揺分析といった運動
学・運動力学的分析を用いた立位・歩行バランスに与える効果に関する検証が必要である。
 副次評価項目である下肢機能・体幹機能・バラ
ンス能力・日常生活動作に関する検討でｔＤＣＳ
本刺激を付与したことによる有意な改善効果の増大は見られなかった。介入期間が短かったことや主要評価項目で用いた所要時間を変数とした場合に比べ、感度が低かったことが原因として考えられる。

今後の課題
本研究で用いている W'&6 は刺激範囲が広く、深達度に関して様々な報告がなされており、60$ 刺激に関しては未報告である。W'&6 実施中の刺激範
囲・深達度に関するシミュレーションや実施中～
後の脳活動変化に関する検証が必要である。
&9$ 後片麻痺者の麻痺やバランス、歩行能力の改善には様々なパターンが見られ、W'&6 実施による影響や効果の検証に際しても、これらの複雑なパターンに関する分析が必要であると考える。

倫理的配慮：本報告に関連する研究について、埼
玉みさと総合リハビリテーション病院倫理委員会、
首都大学東京の倫理委員会の承認を得て実施しており、対象者には研究内容の説明と同意を得た。
W'&6 の実施については臨床神経生理学会のガイド
ラインに準じて、取り込み・除外基準の設定と刺激条件の設定を行った。

参考文献
1) Jodie Marquez et al. Transcranial direct current stimulation (tDCS): Does it havemerit in stroke rehabilitation? A systematic review. Int J Stroke. 2015
2) Kaski D et al. Combining physical training with transcranial direct current
stimulation to improve gait in Parkinson's disease: a pilot randomized controlled
study. Clin Rehabil. 2014.
3) Grecco LA et al. Effect of a single session of transcranial direct-current
stimulation on balance and spatiotemporal gait variables in children with cerebral
palsy: A randomized sham-controlled study. Braz J Phys Ther. 2014.
4) Takakusaki K. Functional Neuroanatomy for Posture and Gait Control. J Mov
Disord. 2017.
5) Simonetti D et al. Review on the Effects of tDCS Coupled with Robotic Therapy
in Post Stroke Upper Limb Rehabilitation. Front Hum Neurosci. 2017.
6) Làdavas E et al. a-tDCS on the ipsilesional parietal cortex boosts the effects ofprism adaptation treatment in neglect. Restor Neurol Neurosci. 20157) Galletta EE et al. Use of tDCS in Aphasia Rehabilitation: A Systematic Reviewof the Behavioral Interventions Implemented With Noninvasive Brain Stimulation
for Language Recovery. Am J Speech Lang Pathol. 2016
8) Takeuchi N et al. Rehabilitation with poststroke motor recovery: a review with afocus on neural plasticity. Stroke Res Treat. 20139) Varghese JP et al. Cortical control of anticipatory postural adjustments prior to
stepping. Neuroscience. 201610) Jacobs JV et al. The supplementary motor area contributes to the timing of the
anticipatory postural adjustment during step initiation in participants with andwithout Parkinson's disease. Neuroscience. 2009.
11) Oyake K et al. Validity of gait asymmetry estimation by using an accelerometerin individuals with hemiparetic stroke. J Phys Ther Sci. 201712) Fujimoto H et al. Cortical changes underlying balance recovery in patients withhemiplegic stroke. Neuroimage. 201413) Tahtis V et al. The effect of single session bi-cephalic transcranial direct current
stimulation on gait performance in sub-acute stroke: A pilot study. Restor Neurol
Neurosci. 2014

― 154 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）触覚・視覚フィードバックを組み込んだ手の感覚機能訓練システムに関する研究
Research of Hand Sensory Rehabilitation System Incorporated Visual and Tactile Feedback○武田桂祐（芝工大），萩原悠太（芝工大），李虎奎（芝工大），斉藤之男（芝工大），
山本紳一郎（芝工大），米田隆志（芝工大）Keisuke TAKEDA, Shibaura Institute of Technology
Yuta HAGIWARA, Shibaura Institute of Technology
Hokyoo LEE, Shibaura Institute of Technology
Yukio SAITO, Shibaura Institute of Technology
Shinichiro YAMAMOTO, Shibaura Institute of Technology
Takashi KOMEDA, Shibaura Institute of Technology
Abstract: In this study, we are developing a rehabilitation device and its system for restoring motor function and sensory
function for paralyzed patients. This system can encourage to recovery sensory function by the way which the gear applies
the mechanical stimulus to the palm when the user grasping the columnar rubber tube installed in the device. Furthermore, it
can also encourage to recovery the motor function by measuring the grasping force and displaying it at the same time as thetarget value on the GUI. In this paper, we report on results of target value tracking experiment and sensory point measurement
experiment by this system to healthy subjects and proposal of new design plan for equipment based on these experimental
results.
Key Words: Paralysis patients, Hand Rehabilitation, Tactile sensory, Visual feedback
序論
健常者の把持動作は，感覚機能と運動機能を協調させることで，適切な把持動作を可能にしている．脳卒中などにより手に麻痺などの後遺症を持った場合，物を持つなど把持動作が困難になることが多い．これまでの手の訓練は，運動機能に重点が置かれていた．例えば，ロボットハンドによりアシ
ストすることで手の開閉機能は訓練されるが，手の感覚機能に関しては改善に至っていない．掌には触圧覚に関する機械受容器としてマイスナー小体とパチニ小体が存在し，これらが 刺 激 を 感 じ る そ れ ぞ れ の 刺 激 周 波 数 は 3~40[Hz] ，
40~500[Hz]である[1]．手の感覚障害において患者の障害の程度に合わせた閾値（刺激を感じることのできる最小の値）付
近で振動刺激を一定時間与えることにより脳細胞の活性化が促され，一層の感覚障害の改善が期待されている[2]．
現在，神経学的検査として，モノフィラメントを使用して受容器の閾値を検査する方法，音叉を使用して刺激周波数を調べる手法およびディスク・クリミネータを使用した二点識別法がある．
本研究では手の感覚を改善させる手の感覚機能訓練装置，
手の感覚の程度を測定し回復の評価を行う手の感覚点分布
計測装置を開発した．これらの装置により，感覚特性および装置の有効性を検証した．
1.

2.
手の感覚機能訓練システム
2.1
システム構成本研究で考案した手の感覚機能訓練システム（以下，HSRS：Hand Sensory Rehabilitation System と記す）の構成を
図 1 に示す．HRDS の構成は，手に連続的に機械的触覚刺激を与え，同時に使用者の把持機能を評価する感覚機能訓練装置，装置を制御するコンピュータ，装置から得られたデータを表示させる外部モニタで構成される．把持訓練と機械的触覚刺激により，大脳皮質にフィードバックすることで訓練の相乗効果を狙う．

図 1 HSRS のシステム構成
2.2
感覚機能訓練装置
本装置には中に歯車を組み込んだプローブが設置されており，DC モータにより歯車を回転させる．被験者が，そのプローブを把持することにより掌に機械的接触圧刺激を連続的に与える．刺激付与用プローブ内には，数 15 の歯車が設置されており，歯車による刺激は最大振幅 3mm，最大接触力は 160[N]，周波数は 30[Hz]から 200[Hz]まで変更可能
である．手の感覚機能訓練装置の概略を図 2 に示す．
チューブ内には油が充填されており把持時のチューブ内
内圧を圧力センサで検出し，対象者の把持力を計測することが可能である．掌への連続刺激時のプローブの回転数，および回転角度をポテンショメータより検出し，刺激の回数，刺激の強度の指標とする．油を用いることでプローブの刺激を掌に伝えやすい上に，微小な把持力を検知しやす
いという利点があげられる．手の感覚機能訓練を使用した様子を図 3 に示す．

― 155 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）てプローブが手に当たってから 3[mm]の深さに達した際に下降を安全のため停止させる. また，装置に使用するモータは位置決めが容易なステッピングモータを用いた．そのため，計測値の精度および安全性の向上につながっている．
本装置は，被験者自身がスイッチを操作し，プローブが接触したと感じた点を計測する．その点をひずみゲージにより計測し，マイコンにより自動制御され，一回の計測が終了すると次の計測位置へ自動的に移動するプログラムとなっている．

図 2 手の感覚機能訓練装置の概略図

図 5 手の感覚点分布計測装置
図 3 手の感覚機能訓練装置を使用した様子

2.3
ソフトウェア
感覚機能訓練装置により検出されたデータを処理，各装置にフィードバック，DC モータを制御し，外部モニタにデータを出力する．本ソフトウェアは Visual C++によって作成された．図 4 に HSRS で使用する GUI を示す．このアプ
リケーションは橙色で表された目標値が変化し，被験者は青色で表される把持力を橙色に合わせるように把持力を発揮する．

図 6 手の感覚点分布計測装置を用いた様子

図 4

HSRS で使用する GUI

3.
手の感覚点分布計測装置
3.1
装置の概要
本装置は，掌にかかる圧力を板バネのひずみを利用して検出することで手の感覚の回復度合を定量的に評価することを可能とする．図 5 に手の感覚点分布計測装置，図 6 に手の感覚点分布計測装置を用いた実験の様子を示す．
本装置は人に使用することから安全面を考慮する必要がある．そこで Z 軸のモータをひずみゲージの圧力値を用い

4.
手の感覚点分布計測実験
4.1
実験目的および方法
本実験は，手の感覚を定量的に評価することが可能であるかを検証すること，および麻痺患者の手の感覚を評価するために，健常者の手の感覚の測定を行い感覚の指標作成を目的とする．手の感覚点分布計測位置は図７に示す．
被験者は神経系，筋骨格系に異常がなく，既往歴のない
若年健常者 26 名（年齢 22.9 歳±SD1.9）とした．また表 1に示すように，被験者を利き手，性別，スポーツ経験の有無で分類した．計測箇所は片手につき４箇所で１箇所につき 100 点を計測する．さらに計測の際，対象者は視覚による影響を無くすため閉眼で行い，開始や終了の合図は研究担当者が口頭により指示をした．

― 156 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 7 計測位置
表 1 被験者の内訳
1

手を使用したスポーツ経験有

11 人

2

手を使用したスポーツ経験無9人

3

スポーツ経験無

6人

1

男性

17 人

2

女性

9人

1

右利き

24 人

2

左利き

2人

図 9 運動経験による比較

4.2 実験結果および考察
本実験に参加した被験者全員が手の感覚点分布計測実験を遂行することが可能だった．実験結果の一部として指先付近と手首付近の比較を図 8 に示し，男女間の比較のグラフを図 9 に示す．
すべての被験者において手首付近の感覚よりも指先付近の感覚の方が良いことが確認され統計的有意差があった．
下條らは，モノを把持するときに指先付近に把持圧力が集中すること [3]，受容器が密集していることが考えられる[1]．
したがって，この装置を用いて手の感覚を計測可能である
ことが確認できた．さらに我々はこれを受容器の違いとして検討中である．本研究の結果から，感覚の回復度合いを評価する際には把持の際に使用される指先付近を評価の対象にするのが良いと考えられる．また，感覚機能は利き手の方が非利き手よりも優れていることや男女間においては女性の方が優れている傾向にあった．これは，一般的な結果と一致している [2]．また，スポーツ経験の無い人の方が優れてる傾向にあった．これらはいずれも統計的な有意差はなかった．

5.
目標値追従実験
5.1
実験目的および方法
本実験では，開発した手の感覚機能訓練システムを健常者が使用した場合どのような特性を示すかを調査し，麻痺患者に訓練を行う際の評価指標とすることを目的とする．
被験者は手の感覚点分布計測実験に協力していただいた
26 名を対象に開眼座位，両手で実験を行った．また，麻痺患者のような感覚障害を模擬するため，被験者に図 10 に示すような二種類の手袋をして実験を行った．実験方法としては，図 4 に示すように把持力に対する目標値を PC モ
ニタ上に表示し，被験者には実測値を目標値に合わせるよ
うに把持力を調整してもらう．本実験では，モニタに表示される目標値を 4[sec]のインターバル後，目標設定値まで
5[sec]かけて徐々に増加させていき，その後 5[sec]の間同じ設定値を維持し，その後 5[sec]かけて徐々に減少するように設定した．被験者にはこの一連の動作を 1 セット行ってもらった．以上の動作を，十分な練習後，被験者に 3 回繰り返してもらった．触圧覚刺激はマイスナー小体とパチニ小体の両方で感じる 40[Hz]の振動刺激を掌に与え，目標把持力を 80[N]に設定した．

図 10 本実験で使用する手袋
5.2
評価方法
本実験の評価項目として，図 11 に示す 6 項目を選定した．1 は「把持力の目標値に対して定常状態までの時間（s）」，
2 は「目標値に対するオーバーシュートの大きさ（N）」，3
は「減衰後の把持の安定性（N）」，4 は「「3」の平均値（N）」，
5 は「把持力 0 から立ち上げていく際の残差の大きさ（N）」，
6 は「把持力の最大値から下がっていく際の残差の大きさ（N）」となっている．
図 8 感覚点分布の比較― 157 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 11 本実験の評価項目
5.3
実験結果および考察
本実験の結果を図 12 から図 14 に示す．図 12 は手袋の装着の有無の比較，図 13 は運動経験による比較，図 14 は感覚機能による比較を示している．
まず，利き手と非利き手で特徴的な差はなかった．したがって，表示する結果のグラフは利き手のみとする．
本実験の結果として，手袋の装着の有無で特徴的な差はなかった．今回は健常者に手袋を装着してもらったため，
表在感覚は鈍らせることができたが，運動覚，位置覚を含む深部感覚には影響を与えていない．そのため本実験では，特徴的な差を見ることができなかったと考える．したがって，今後は装置使用後の深部感覚も含め評価をしていく必要がある．また，運動経験で分類した場合，特徴的な差はなく，男女間では特徴的な差があった．さらに，4 章の感覚点分布計測実験において感度が良かった人とそうでなかった人を比較した場合，図 14 のような傾向が見られた．
No.1 の場合は, 感度の良い人は感度の悪い人より差が大きかったが，その他の項目は比較的，感度の悪い人の方が目標値との差が大きくなる傾向にあった．特に，No.6 の最大値では統計的に有意差が見られた．これは，手の機能として，把持の際に手を開く動作であり健常者でも不安定な動作に成りがちである．以上のことから，感覚機能が優れている人は把持能力も優れていることが示唆された．

図 12 手袋の装着の有無の比較

図 13 運動経験による比較（*：p < 0.05）

図 14 感覚機能による比較（*：p < 0.05）

結論
本稿では，開発した装置の有用性を評価するために健常者を対象に二つの実験を行った．感覚点計測分布実験では，被験者を手の計測位置や運動経歴により分け，比較することによって装置の有用性を確認できた．目標値追従実験では，手袋の装着の有無や運動経験による比較では特徴を見ることができなかったが，男女間での比較および感覚機能による比較では特徴を見ることができた．したがって，感覚機能に優れた人は運動機能にも優れていることが示唆された．
今後はこの実験結果をもとに，装置の改良および考案をし，麻痺患者への効果を検証していく予定である．
6.

参考文献[1]Eric R. Kandel et.al ，『 PRINCIPLES OF NEURALSCIENCE』，pp.431-437，（2000）．
[2]辻尾昇三，『手指接触覚障害の検査・訓練装置の開発とその臨床応用』，日本機械学会九州支部講演論文集，pp.253254，(2003)．
[3]下条誠他，『把持力の計測』，可視化情報 Vol.17 No.65，
p.10，（1997）．

― 158 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）視覚障害者の聴覚空間認知訓練システム
Wide-Range Auditory Orientation Training System (WR-AOTS)
for the People with Visual Impairment.
関 喜一
Yoshikazu SEKI
国立研究開発法人 産業技術総合研究所
National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
要旨
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2. 聴覚空間認知訓練システムの原理
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'&=ȼ
1.

はじめに― 159 ―

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図 1 聴覚空間認知訓練システムの構成
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3. 最初の聴覚空間認知訓練システム
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― 160 ―

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4. 広範囲聴覚空間認知訓練システム
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― 161 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ŭȑŧŃÓǍ)Ɓĳ*=ÛA¹Ń
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6.

おわりに

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謝辞

図3
実用版の訓練システム
上：訓練システムの構成
下：訓練システムのユーザインタフェース
5.

聴覚空間認知訓練システムの改良Ŭğſ¯Ȟĥ8Ȼƾƿƕ*ĿǓAǙȻCZj]~^'%ľ%=ȼ)ĿǓż-,ȋ<ȼl Ȯź,ŇçAÓǍ* ȼ>*:<ȻǑÂȄI~iAŐ=ŦÿA³ƅ&=,&ȻǑÂȄ,ǾǙȮ&ĔżAƔǣ=ǩǃÓǍ')" ȼȹ2014 ę 4 ŒȺl ¯°,Ȯ,y~y*ñ$ ǩǃƇõ]~WAȊ¾ ȼ¯°ƭȟ,Ȯş±Ȼ ƐƩȸğȮȯ£ÕŨȻ Ï0ȭȮȄĽȈȋóǝǄ )(Ȼ¯°,Ȯ,y~y*ñ$ǩǃƇõ]~WAȊ¾ ȼ>*:<ȻŭǙǩǃ,&ǥ)>.);)¯°,
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Ţ3D PF|_AºƊ ǤǥȨćǇ, 7,ǊǥƭȟǰƜǩǃQS\p ȹǴȳƏÕɀH15-Ĳǥæ-006Ⱥ
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ǩǃĆƅ, 7,ñơƞƬ
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ȠåȻ
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ȠåȻǘãÖȻ
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https://staff.aist.go.jp/yoshikazu-seki/AOTS/indexj.html

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 163 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 164 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）全盲者のアクセシビリティに配慮した音で作図するタッチスクリーン端末用地図エディタ

Development of Accessible Map Editor Presenting Varied Sound Eﬀects on Touchscreen Devices for
Blind Computer Users○ 松尾政輝（筑波技術大学）
三浦貴大（東京大学 高齢社会総合研究機構）
櫻田仁幸（プログレス・テクノロジーズ株式会社）
坂尻正次（筑波技術大学）
大西淳児（筑波技術大学）
小野束（筑波技術大学）
Masaki MATSUO, Tsukuba University of Technology
Takahiro MIURA, Institute of Gerontology, The University of Tokyo
Yoshitaka SAKURADA, Progress Technologies Inc
Masatsugu SAKAJIRI, Tsukuba University of Technology
Junji ONISHI, Tsukuba University of Technology
Tsukasa ONO, Tsukuba University of Technology
Abstract: 視覚経験のない全盲者にとって，二次元地図情報の内容把握は困難である．また，全盲者が作図する際は専用の機器が必要である．そこで本研究の目的を，視覚障害者が音だけを頼りに作図可能な地図エディタを開発することとする．
これまで，本エディタを視覚障害者向けのゲーム開発ツールとして利用した結果，視覚障害者自身が 2 次元地図上を移動して遊ぶアクション RPG を開発できた旨を報告した．本発表では，地図エディタの操作性改良にあたり，タッチスクリーン
端末上への実装を行ったので，その結果を述べることとする．
Key Words: 視覚障害, 地図エディタ, タッチスクリーン端末
1.

はじめに

駅プラットホームにおける視覚障害者のホーム転落事故を受け，2016 年 8 月に国土交通省は「駅ホームにおける安全性向上のための検討会」を開催しており，ホームドアや点字ブロックの整備，駅員による声かけ等，再発防止対策が検討されている．また，視覚障害者が安全かつ確実に移動できるような移動支援技術が求められている．たとえば，認定 NPO 法人ことばの道案内
では「ことナビ」という，音声読み上げに対応した道案内サイトを公開している [1]．また，視覚経験のない全盲の視覚障害者にとっては，地図情報から空間情報や経路情報を想起することが難しいという問題がある．そのため，視覚障害者向け地図情報提示や歩行訓練のための研究が行われている．たとえば，tmacs は，
視覚障害者向けの触地図を，WEB 上の地図データを基に自動生成可能なサービスである [2]．しかし，これらの支援技術は，視覚障害者自身がコンテンツを作成／発信することを想定されていない．
視覚障害者が作図を行う際は，表面作図器（レーズライター）を利用するケースが多い．専用の用紙にボールペンで図形を描くことで線が浮き上がり，指先で確認をしながら作図を行うことができる．しかし，専用の器具が必要であることや，描いた図の修正や複製が難しいという問題がある．視覚障害者が利用できる作図システムとしては，「聴覚空間認知訓練システム」上で，XML を用いて歩行訓練用の地図を作成できる機能が内蔵されている [3]．
また，ベクトル要素と音情報を基に，視覚障害者が図形を認知／作図できるシステムが研究されている [4]．しかし，これらのシ
ステムの使用にあたっては，プログラムに対する理解や，事前の訓練が必要である．以上の状況から，視覚障害当事者が手軽に地図情報を作図することが難しい状況であった．
一方で我々は，視覚障害者がアクション RPG (Roll playinggame) を開発できるよう，ゲーム内地形を作成するための地図エ
ディタを開発してきた．本エディタは，全盲者が音情報を頼りに
2 次元平面地図をグラフィカルに編集することを可能にした地図作成ツールである．本エディタを利用したことで，視覚障害の有無によらず誰でも遊ぶことのできるアクション RPG を全盲者自ら開発することができた [5]．開発したゲームは，リアルタイムに変化する視覚情報を効果音エフェクトによって伝えることにより，晴眼者と視覚障害者が対等な条件で楽しめるよう設計した．
開発した地図エディタやゲーム上で利用した音による空間把握の方法は，当初ゲームなどの仮想空間上の把握を想定して実装した．しかし，ゲーム内の地図も実空間の地図も，俯瞰図としては同様のものであるため，本エディタは現実世界での地図の把握や作成にも応用できると考えた．現に本エディタを全盲/弱視等
様々な視覚障害状況のユーザに評価してもらった結果，より現実に近い室内図を作成することもできた [6]．
そこで，本研究では，実空間の地図情報を把握／作成するためのインタフェースを開発することを目的とする．実空間の状況把握に当たり，まずは外出先等さまざまな場面でも地図情報にアクセス可能となるよう，スマートフォン上でのタッチ操作に対応した地図エディタインタフェースを開発することとした．本稿では，まずこれまでに開発したキーボードで操作する地図エディ
タについて述べる．次に，新たに実装した，スマートフォン上のタッチスクリーンを利用して操作する地図エディタについて述べる．

2.

開発した地図エディタ「Audible Mapper」

2.1

地図エディタの概要「Audible Mapper」は，全盲の視覚障害者のアクセシビリティに配慮した地図把握/作成ツールである．WindowsXP 以降のDirectX 9.0 以上がインストールされたコンピュータ上で動作する．画面上のカーソル位置を効果音によって伝達することで，視覚障害者も専用のプログラム命令を覚えること無く，キーボード
操作で 2 次元フィールドをグラフィカルに作図／編集することが可能である．なお，ソフトウェアの開発は全盲者がスクリーン
リーダ環境下で行ったため，開発プログラム言語には Hot Soup
Processor（HSP）を利用している [7]．
本地図エディタを使い，全盲者がゲーム用地図を作図している
状況を図 1 で説明する．まず，地図の四方を壁で囲う（図 1 左図）．この時，囲いの一部を削除し，入り口を作成する．次に，描― 165 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.1 Audible Mapper の作図の様子．赤丸は編集カーソルを表す．地図の周囲を壁で囲い（左図），仕切りを配置し（中図），宝箱を配置する（右図）．

きたい地図をイメージし，仕切り（壁や障害物等）を配置する（図1 中央図）．最後に宝箱等のオブジェクトを配置する（図 1 右図）
ことで，地図を作成できる．

2.2

操作方法

本地図エディタでは，キーボード上のキーを使用して閲覧/編集の操作を行う．方向キーを使ってカーソル位置を移動させ，英数字キーによってオブジェクトを自由に配置することができる．
またカーソル移動の際は範囲選択も可能である．範囲選択の開始地点で Shift キーを押しながらカーソルを動かし，キーを離すと四角形の領域で範囲選択ができる．この領域に対してオブジェ
クトの追加／変更／削除操作を一括で行える．描画できる地図の大きさや配置できるオブジェクトの種類は，ユーザが任意に変更することができる．ゲーム開発に当たっては，草地やコンクリー
トなどの地形タイルのほか，宝箱や扉等のオブジェクトを用意した．
キーボードを使用して操作できる一方で，晴眼者の利用を想定
し，マウス操作での描画にも対応している．マウスポインタを使用してカーソル位置を移動させ，左クリックによりオブジェクトを配置できる．また，ドラッグ操作による四角形での範囲選択も可能である．

2.3

音による確認方法

カーソルを動かすと，その位置に配置したオブジェクトの種類に応じて異なる効果音が再生される．また，カーソル位置が把握できるよう，カーソルの画面上の位置に応じて提示音を変化させている．カーソルの左右方向の位置情報提示には，音圧の左右差を用いており，音像定位により画面の横方向の座標を把握できる．カーソルの上下方向の位置情報提示には音圧変化を用いており，画面の縦方向の座標を把握可能である．提示音を頼りにカー
ソル位置を移動させ，地図全体をたどることで，全体像を効果音のみで把握することが可能である．なお，カーソル位置が変化した際の音圧変化は，Hafter ら，Yost らの報告を参考にして左右の音圧差を 2 dB 以上 [8, 9]，Miller らの報告を参考に上下方向は 1 dB 以上 [10] とした．さらに，カーソルを動かした際画面中央の座標が把握できるよう，縦方向または横方向の中央にカーソルが当たった時，専用の効果音で知らせるようにした．

3.

タッチスクリーン用地図エディタ

3.1

新しい地図エディタの概要

Fig.2 スマートフォンに実装した地図エディタインタフェー

ス．緑色のエリアは地図表示領域であり，赤色が通路を示している．黄色／黒色のエリアは配置オブジェクトの選択領域である．

これまでの地図エディタ同様，地図の形状を異なる効果音で，カーソル位置を音圧変化と音圧左右差によって伝達する．また，
特定のジェスチャ操作によって地図情報を編集できるように
した．

3.2

新たに開発した地図作成インタフェースは，視覚障害者がス
マートフォン上のタッチスクリーンを利用して地図情報の把握／作成を行えるものである．iPhone 上で動作し，iOS に標準搭載されているスクリーンリーダ「VoiceOver」とともに利用できる．
ソフトウェアの開発には，Xcode 8.3 上で Swift Version 3 を利用している．

閲覧と編集の操作

本インタフェースでは，地図表示領域をタッチすることで指の下のタイルの種類を異なる効果音によって通知する．地図閲覧時
は，地図の表示領域を 1 本指でタッチしながら，表示領域の全体を辿ることで，地図の全体像を把握することができる．通路や壁など，オブジェクトの種類によって異なる効果音が再生されるように設計した．タッチ位置が地図の表示領域から外れた際も，効果音で知らせるようにした．
地図編集の際は，2 本の指でタッチ操作を行う．まず 1 本目の― 166 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）指で，地図表示領域の編集したい箇所をタッチする．次に，2 本
目の指で，画面下部のオブジェクト選択領域にある配置したいオ
ブジェクトにタッチする．2 本の指で画面をタッチしたまま 2 本
目の指を動かすことで，指の軌跡上にオブジェクトを配置することができる．なお編集中は，オブジェクトの配置・削除の状況を知らせる効果音が再生されるようにし，編集状況を音で確認できるようにしている．
図 2 において，緑色のエリアが地図の表示領域であり，赤色は通路を示している．また，画面下部はオブジェクト選択領域で，黄色は通路，黒は壁をそれぞれ表している．

3.3

タッチスクリーン端末への実装結果

新しく実装した地図エディタを，キーボード操作の従来の地図エディタの使用に熟練した全盲者が利用した結果，地図情報の把握が容易になったと感じた．これは，従来はキーボード上の方向キーを使用してカーソルを移動させることで，カーソル位置を相対的に伝達してきたのに対し，新しいエディタでは，実際に画面上を触りながら操作するため絶対座標を把握できるようになり，
より直感的に操作できるようになったからであると考えられる．
一方で，スマートフォン上に実装したことにより，画面サイズの問題から広い描画領域が確保できない点や，オブジェクト配置
中の手振れによる誤差が生じる等の問題が明らかになった．今後は，より広い描画領域を確保できるよう，表示領域をスクロールできる機能や，手振れ補正機能について検討していく．

4.

(5) 松尾 政輝, 坂尻 正次, 三浦 貴大, 大西 淳児, 小野 束, ”視覚障害者のアクセシビリティに配慮したアクション RPG: 全
盲者向け開発環境とゲーム本体の開発,” 日本バーチャルリ
アリティ学会誌, 21(2), 2016.
(6) 松尾政輝 , 三浦貴大 , 坂尻正次 , 大西淳児 , 小野束, “全盲者のアクセシビリティに配慮した音だけで作図する地図エディタの評価，” 第 32 回ライフサポート学会大会, 2016.9(7) HSPTV!, http://hsp.tv/(8) E. R. Hafter, R. H. Dye, J. M Nuetzel, H. Aronow,“Difference thresholds for interaural intensity,” J. Acoust.
Soc. Am., 61, pp:829-834, 1977.
(9) W. A. Yost, R. H. Dye, “Discrimination of interaural diﬀerences of level as a function of frequency,” J.
Acoust. Soc. Am., 83, pp:1846-1851, 1988.
(10) G. Miller, “Sensitivity to changes in the intensity ofwhite noise and its relation to masking and loudness,”
J. Acoust. Soc. Am., 19, pp:609-619, 1947.

おわりに

視覚障害者が，音情報を頼りに，キーボード操作で 2 次元平面
地図を作図できる地図エディタを開発した．そして，開発した地図エディタを実空間の地図作成に利用するため，タッチスクリー
ン端末上でも利用できるよう，新たなインタフェースを開発した．この結果，画面上の絶対座標を指先で確認しながら作図を行えるようになり，より直感的な操作が可能となった．さらに，ス
マートフォン上に実装できたことで，今後視覚障害者が外出先等でも地図情報を把握・作成できるインタフェースとして利用できる可能性が出てきた．
今後の課題は，タッチスクリーンを利用した地図作成インタ
フェースについて，さまざまな状況のユーザに利用してもらいな
がら，操作性を改善していくことである．また，現実に存在する
より複雑な地形を音で表現できるよう，音情報の表現方法の改善を検討している．さらに，本地図表示インタフェースは，視覚障害者向けの移動支援ナビアプリケーションの経路案内に利用することも検討している．

5.

謝辞

本 研 究 は JSPS 科 研 費（26285210, 15K04540, 15K01015,
15K16394）及び筑波技術大学競争的教育研究プロジェクト事
業の助成を受けています．
参考文献(1) 認定 NPO 法人 ことばの道案内「ことナビ」, http://www.kotonavi.jp/(2) tmacs next generation, http://tmacs.info/creator/(cited: 2016/06/28)(3) 関 喜一, ”視覚障害者の音による空間認知の訓練技術 –リハ
ビリテーション現場での実用化に向けて–,” シンセシオロ
ジー, 6(2), pp: 66–74, 2013.
(4) 大西 淳児, 小宮 厚一, 小野 束, “音とベクトルによる図形学習のための形状認識方法について ,” 筑波技術大学テクノレポート, 18(2), pp:29-34, 2011.

― 167 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2 次元触覚ディスプレイを用いた盲ろう者の歌唱支援のための触覚フィードバックによる音声ピッチ制御
Voice pitch control by tactile feedback using two dimensional tactile display
to assist singing of deafblind users○坂尻 正次 1 三浦 貴大 2 三好 茂樹 1 大西 淳児 1 小野 束 1 伊福部 達 2
1

筑波技術大学 2 東京大学高齢社会総合研究機構

Masatsugu Sakajiri1, Takahiro Miura2, Shigeki Miyoshi1, Junji Onishi1, and Tsukasa Ono 1, Tohru Ifukube2

Tsukuba University of Technology, 2Institute of Gerontology, the University of Tokyo1

1. はじめにタクタイルエイドは，音声情報を触覚刺激に変換して呈示するデバイスで，聴覚障害者が読唇などと併用して用いている (1)．特に，視覚情報を利用することのできない全盲・
全聾の盲ろう者にとっては，触覚デバイスは唯一の手段である．音声ピッチ周波数は，アクセントやイントネーショ
ンの変化を認識する際の重要な情報であり，音高を認識す
る他に，歌唱の際の音高の調節にも重要な情報となる．我々は，これまで盲ろう者・聴覚障害者の歌唱支援を目的として，触覚フィードバックによる音声ピッチ制御システムを開発してきた (2)．本システムを用いて盲ろう被験者による歌唱訓練を実施した結果，盲ろう被験者は本システムを用いることにより成人健聴者あるいは健聴幼児と同程度の正確さをもって歌唱が可能であることが示された (2)．また，中途障害の盲ろう者・聴覚障害者は聴力損失により，それまで構築していた音声ピッチと固有感覚フィードバックの対応関係が消失してしまうために音声ピッチの調節ができなくなってしまうが，システムを用いた訓練をおこなうことにより，この失われた音声ピッチと固有感覚との対応関係を再び構築することができ，かつ，本システムを用いる
ことによりリアルタイムで自身の音声ピッチを確認しながら歌唱することが可能となることが示された (3)．
従来の歌唱支援システムの触覚ディスプレイは図 1 に示すものであった．16 行×4 列の触知ピンが 22mm×10mmの領域に配置されている．この触覚ディスプレイは，歌唱
支援システム専用に 2008 年に開発されたが，現在，製作した企業が存在していないため修理や追加の生産ができない状態である．このように別の触覚ディスプレイの利用を検討する必要がある状況となっている．そのために図 2 に示した市販の点図ディスプレイ（ドットビュー2：KGS 社）
を歌唱支援システムの触覚ディスプレイとして用いるための開発をおこなっているので，その内容を報告することとする．
2. 音声ピッチ制御システムの概要
従来は，図 1 に示した振動呈示型の触覚ディスプレイを用いていた．この触覚ディスプレイは右人差し指 1 本で目
標音程と自分が発声した際の音程を知覚することができる．
触覚ディスプレイの左側 2 列は目標音階を触覚呈示するために，右側 2 列は盲ろう者・聴覚障害者自身の音声ピッチ
周波数に対応した音階を触覚呈示するためにある．目標音
階側，盲ろう者側ともに同一行の 2 列分が同時に振動する．
行方向には刺激ピンが 16 行あるが，これは音声ピッチ周波数に対応している．ピン番号 1 が最も低いピッチ周波数に，
ピン番号 16 が最も高い周波数に対応している．音階は 12
平均律である．１つの刺激ピンが半音に対応している．
図 2 に本開発で用いた触覚ディスプレイを示した．図 2のディスプレイは，点図を呈示するための点図ディスプレ

95mm㻌
35mm㻌
180mm㻌

図 2 本研究で用いた触覚ディスプレイ 㻌

図 1 従来の触覚ディスプレイ㻌

― 168 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 3 新規触覚ディスプレイ対応後の歌唱支援システムの実行画面の例 㻌イとして視覚障害教育の現場等で用いられている．図 2 では，Excel で作成した棒グラフを表示している．図 2 の表
示のように PC の画面を表示することもできるが，各ピンごとに ON/OFF を切り替えることができる．本システムでは各ピンの ON/OFF を制御している．なお，本研究で用いた触覚ディスプレイは，もともと点図表示用なので，図 1のディスプレイのような振動刺激(200Hz)は発生しない．図2 のディスプレイは，32×48=1,536 ドットの触知ピンが2.4mm ピッチで配置されている．解像度は図 1 のディスプレイの方が高いが，表示ドット数は図 2 のディスプレイの方が大きいので，横軸を時間として発声時の音高の変化の軌跡をディスプレイ上に呈示できるなど，図 2 のディスプレイを用いた場合にはこれまでにない新たな触覚呈示方式を採用できる利点がある．
触覚ディスプレイへの呈示方法は次のようになる．触覚
ディスプレイの触知ピンの配列は 32 行 42 列なので，横方向を x，縦方向を y と定義し，左下を座標(1,1)とすると右上の座標は(48,32)となる．縦方向の 1 ドットは半音に対応させる．音階はデフォルトでは図 3 示したように設定する．
基準音程は左から 1，2 列目に表示する．do(C3)，do(C4)，
do(C5)の行の部分を凸とする．目標音程は，4,5 列目とする．
図 3 では do(C3)の部分が目標音階に設定されている．
マイク入力された音声から計算したユーザーの音程は 6
列目以降にスクロールさせながら表示する．デフォルトでは 1 秒間に 4 列スクロールさせる．1 秒間に 1 列から，1秒間に 10 列までの値を設定できるようにする．音声が入力されていない部分は何も表示されないことになる．図 3 は，
目標音程を do(C3)に設定して歌唱した例である．

謝辞
本 研 究 の 一 部 は ， 科 学 研 究 費 補 助 金 (C)15K01015 ，(B)26280070, (C) 15K04540 の援助を受けておこなわれた．
参考文献(1) 伊福部達, "音の福祉工学," コロナ社, 1997.
(2) Sakajiri M., Miyoshi S., Nakamura K., Fukushima S.,
Ifukube T., "Voice Pitch Control Using Tactile Feedback
for the Deafblind or the Hearing Impaired persons to assist
their singing," 2010 IEEE International Conference on
Systems, Man, and Cybernetics, pp.1483-1487, 2010.
(3) Sakajiri M, Miyoshi S, Onishi J, Ono T, Ifukube T. Tactile
pitch feedback system for deafblind or hearing impaired
persons -Singing accuracy of hearing persons underconditions of added noise-. Proceedings of the 2014 IEEE
Symposium Series on Computational Intelligence in
Robotic Rehabilitation and Assistive Technologies.
pp.31-35, 2014.

― 169 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Minskey: 全盲者のためのスマートフォン向け
小型ソフトウェアキーボードの試作

Minskey: Miniature software keyboard on a smartphone for blind smartphone users
三浦 貴大 1,2 , 坂尻 正次 3 , 大西 淳児 3 , 松尾 政輝 3 , 小野 束 31) 東京大学 高齢社会総合研究機構，2) 国立研究開発法人 産業技術総合研究所，3) 筑波技術大学 保健科学部

Takahiro Miura1,2 , Masatsugu Sakajiri3 , Junji Onishi3 , Masaki Matsuo3 , Tsukasa Ono3
1) IOG, Univ. Tokyo, 2) Nat’l. Inst. Adv. Indust. Sci. Tech. (AIST), 3) Tsukuba Univ. Tech.
Abstract : Regardless of the improvements of accessibility functions on touchscreen computers, visually impaired users face some problems when they use touchscreen interfaces including
smartphones and tablets. The reason includes the accessibility features mainly focused on the improvements of usability on applications for the sighted that are inaccessible for the visually impaired.
It is necessary for screen reader users to be provided a strategy for improving accessibility as well as
usability of touchscreen-based applications. Notably, our previous study indicated that blind usersof screen reader on smartphones could eﬃciently input smaller buttons than sighted users could.
Thus, in this report, our objective is to implement the blind-oriented miniature software keyboard
on a smartphone for blind users and then clarify the accessible and eﬃcient button conditions fortheir manipulation. This report stated the result of the preliminary evaluation of a prototype of
the keyboard and discussed the insight to the future work.
Key Words: Touchscreen interfaces; Smartphones; Visually impaired people; Accessibility

1.

はじめに

るサイズ [9] より小さいものである．

晴眼者のみならず視覚障害者においても，スマートフォ

しかし，これらの研究では，押下すべきボタンは一つま

ン・タブレット端末の普及が進んでいる [1, 2]．しかし，こでで良い条件であった．このため，複数のボタンを連続しれらタッチスクリーン機器は，ハードウェアスイッチが少なて押下するような実際のキーボード操作においては，別途

く触覚フィードバックがないなど，アクセシビリティ面で調査する必要があると言える．このような条件における課

様々な問題を抱えている．このため，肢体不自由者や視覚題が明らかになることで，全盲者が効率よく入力できるソ

障害者を想定したアクセシビリティ機能が導入されており，

フトウェアキーボードの開発・創出ができるものと考えら

彼らへの普及も進んでいる．代表的なアクセシビリティ機れる．

能は，iOS の VoiceOver，Android の TalkBack が挙げら

そこで本研究の最終目標を，スマートフォンやタブレッ

れる [3, 4]．これら機能の起動時には，ユーザがスクリーン

トなどのタッチスクリーン端末において，全盲者が効率よく上のアイコンに触れると，そのアイコンの内容が読み上げ入力できるソフトウェアキーボードの開発と設定する．本られる．このアイコンの選択には，このアイコン上で二回

報告では，作成したアプリケーション Minskey の概要と評

素早くタップ (ダブルタップ) するか，アイコンに指を当て

価結果について述べる．

たまま他指で画面上の別地点をタップ (スプリットタップ)
すれば良い．
このような入力方法について，様々な既往研究が存在している．ジェスチャに関する既往研究として，Kane らはタッ
チスクリーン端末での使いやすいジェスチャなどについて報告している [6]．Miura らは，全盲者が用いるスクリーンリーダ下での操作において，スプリットタップよりもダブル
タップの方がよく使われる旨を報告した [2]．また，ボタン
サイズや場所に対する操作時間などを調査し，タッチスク
リーン端末の中央部にボタンがある際が最も操作時間が短く出来る旨を報告した [5]．また，キーボードのようなボタンが多くある条件においても，視覚障害者が使いやすいボ
タン配置条件やボタンサイズについて調査を実施した [7,8]．
この結果，1 次元的なボタン配置は全盲者の高速操作に，2次元的なボタン配置は弱視者の精密操作に向くことが示された [7] 他，ボタン配置領域がスクリーン領域の 50%程度
で 10 px 以上の幅・高さであれば，これ以上のサイズのものと入力速度・正答率に有意差がないことが示された [8]．ここで報告したボタンサイズは，晴眼者や高齢者に求められ

2.

試作アプリケーション概要

試作アプリケーションの概観を，図 1 に示す．このアプリ
ケーションは，1) パラメータ設定画面，2) 入力キーボード
本体の 2 つからなっている．本アプリケーションは Xcode

8.3 上で開発され，Apple iPhone 7 (OS: iOS 10 以降) に実装された．iPhone 7 を用いたのは，Apple が提供したフレームワーク（Taptic Engine）で触覚フィードバックを制御可能であるためである．本アプリケーション上の各ボタンは，VoiceOver を利用していなくても，VoiceOver と同様の挙動が出来るよう開発されている．つまり，利用者が指を置いたボタンに書かれた文字が音声読み上げされ，最後に指が置かれたボタンとは異なる位置でダブルタップなどの操作を行うと，文字が入力されるような形を取っている．

VoiceOver を利用しない状況下でもこのような挙動を取れるようにしたのは，VoiceOver 下では取得できないユーザのアプリケーション操作時の指の動きを取得できるようにするためである．入力用のキーボードは QWERTY キーボー
ドとした．

― 170 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）以上使用した経験があった．また，参加者全員がタッチス
クリーン端末におけるスクリーンリーダの使用経験があった．3 名が左手で端末を把持して右手で入力する一方，1 名
は右手で把持・左手で入力を行う者であった．また，3 名
は QWERTY キーボードを普段からあまり使っておらず，1
名のみが慣れていると報告した．普段の入力方法について
は，テンキー上でダイレクトタッチ入力する者が 1 名，テン
キー上でスプリットタップする者が 2 名，QWERTY キー
ボード上でフリックおよびダブルタップ入力する者が 1 名であった．

図 1: 試作アプリケーションの概観

3.2

設定可能なパラメータは，キーボードの画面中のサイズ，
ボタン間の間隔，触覚フィードバックを返す場所やその有無の他，音声のスピードなどである．これらのパラメータに従って，図 1 の中図および右図の例のような形で，キーボードの画面中のサイズ，ボタンのサイズなどを設定可能である（中図のものは，画面の横方向 100%にキーボードを埋め横幅 31 px のボタンを持つものである．その他，右上・右下図のものは，それぞれ画面の横方向 65%にキーボードを埋め横幅 20 px のもの，画面の横方向 40%にキーボードを埋め横幅 10 px のものである．
）．
また，用いた触覚フィードバックは，スマートフォン本体が振動して指先に振動刺激を提示できるものを採用した．
この振動刺激を返す場所を 3 種類設定し，キーボードの外枠部分，QWERTY キーボードの列の間部分，各ボタンの間隔部分で触覚フィードバックの有無を設定できるようにした．
具体的なキーボードでの入力操作の流れについて述べる．
まず入力すべき文字列が音声で読み上げられる．その後のまず，音声で入力すべき文字列が，手本として実験参加者に提示される．このとき，図 1 中図上部の「手本：◯◯」の箇所をなぞると，この文字列を再確認可能である．この文
字列をタッチスクリーン下部のキーボードでローマ字入力
してもらう．なお，手本として選定した文字列は，現代日本
語書き言葉均衡コーパスより，日本語で 4∼8 文字程度の文字列を選定した [10]．この入力が終了したあとで，[NEXT]
ボタンを押してもらうと，次に入力すべき文字列が提示された．この試行を１条件につき 10 回繰り返してもらった．
この際の条件は，ボタンの横幅・触覚フィードバックの組合
せの 12 通りとした．ボタンの横幅は 10, 20, 30 px の 3 種
類で，ボタンの縦横比が一定になるようにした．また，触覚フィードバックについては，キーボードの枠のみ，キー
ボード枠とボタン行間，キーボード枠と各ボタン間の 3 パタン設けた他，フィードバックなしのものを設けた．したがって，参加者は 360 試行（10×3×12）の入力を行っても
らった．

3.3

操作は，VoiceOver や TalkBack における入力方法とほぼ同様である．まず，利用者は指を動かして，入力したいキーの位置を探す．この時，音声でキーの内容が読み上げられると共に，触覚フィードバックが返される．次に，所望のキーが発見できたあとで，ダブルタップすることでキー入力がなされる．通常は，スプリットタップなどでも入力が可能で評価に当たっては，入力あたりの経過時間，ボタン押し実験アプリケーション上で取得した．また，実験終了後のインタビューで次の 12 項目について質問を行なった．
▼これまでの操作状況 (6 項目)： (1) 端末を持つ／操作する手，(2) タッチスクリーン端末の使用経験 (年数)，(3) 音声読み上げ機能の使用経験 (年数)， (4) 普段使

ため，予備評価実験の際はダブルタップ入力のみを試験的用している端末，(5) 普段使用しているソフトウェアに実装した．キー入力が行われた後は，ユーザにキー探索べき文字列の入力が終わった後，図中最下部の [NEXT] ボ

キーボード． (6) 普段使用しているジェスチャ▼本実験での使用状況 (6 項目)： (7) 触覚フィードバックの効果，(8) 押しやすいボタン形状，(9) ボタンの探タンを押してもらう形式を取った．

索方法，(10) ボタンサイズや触覚フィードバックによなお，この一連の入力操作の際のログは CSV 形式で出力る主観的負担の変化，(11) ボタンサイズや触覚フィーされた．具体的に出力されたパラメータは，各種キーボー

ドバックの入力への慣れの効果，(12) 自由回答．

ドの設定パラメータの他，ユーザがなぞった位置の座標の他，ダブルタップされた位置や入力されたキーの他，触覚
フィードバックの有無などである．

3.1

3.4

結果と考察の概要

本稿では，インタビュー結果を基にした予備分析の結果について述べ，得られたコメントについて考察を行う．

評価実験の流れ3.

評価項目の際の指先の軌跡，ダブルタップの位置，エラー率などをあるが，この試作機ではダブルタップでの入力性能を測る

および入力を繰り返してもらう流れである．一通り入力す

実験方法

3.5

実験参加者

実験には 4 名の視覚障害者（平均年齢: 21.5±1.1 歳）が参加した．全員が全盲であり，タッチスクリーン端末を 1 年

触覚フィードバックの入力効率への寄与

本検討において，ほぼ全員が触覚フィードバックはボタ
ン位置の認識には寄与しないと回答した．しかし，キーボー
ドのサイズが図 1 の右下図のようなケースの場合，枠外に― 171 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）が小さくても入力できる可能性を報告していた．特に，普段からスプリットタップで入力する者においては，この入力方法を使う理由が細かな動きがしやすいためであると述べていた．このため，スプリットタップでキー入力することで，ダブルタップでは難しかった入力が容易にできる可図 2: ボタンの幅・高さに対する正答率 [8]能性があると示唆された．現在，この入力方法を実装した

指がある際に振動提示されると，キーボードの位置を把握しやすかったと回答する者が半数いた．ただし，触覚フィー
ドバックの振動が強いと感じる者においては，逆にボタンやキーボード位置を探すのを妨げたと報告した．特に，ボタンの横幅が 10 px のときに，ボタン間で振動刺激を与え
ると，かえって音声に集中できずに混乱するケースがあったとの報告があった．以上から，キーボードの大まかな位置を把握する上で触覚フィードバックは役に立つ可能性があるが，細かにフィードバックをすると逆に混乱してしまうことが示唆された．ただし，以前我々が実施したアンケートにおいて，熟練した者ほど触覚フィードバックがなくてもタッ
チスクリーン端末を使いこなせると報告していた．本実験の参加者は，全員が 1 年以上のタッチスクリーン端末への経験がある全盲者であったために，触覚フィードバックがない状況に慣れていた者と言え，タッチスクリーン端末をあまり使っていない者においては別途検討する必要がある．

3.6

ボタンサイズの入力しやすさ

ボタンサイズごとに入力しやすさについては，幅 10 pxのボタンサイズの場合では入力が難しいが，20 px, 30 px であれば問題なく入力できたと全員が報告した．特に，主観的な負担感については，幅が大きくなるに連れて小さくなったとの回答であった．また，幅 20 px, 30 px のボタンでは入力を繰り返すことで慣れが生じた一方で，幅 10 px では慣れが発生しなかったと回答された．
これらの内観報告は，単一ボタン押し実験の際の結果と一致する（図 2 参照 [8]）．こちらの検討においては，連続的にボタン入力せず単一のボタンを入力するのみであり，ボタンの幅・高さが 10 px 以下になると正答率が急に低下するという結果であった．本稿での実験結果においても，少なくとも内観報告上，類似の問題が発生したものと考えられる．詳しい所要時間については分析中であるが，ボタン
サイズが小さくなるに連れて，入力時間が長くなったという傾向が得られている．
なお，ボタンサイズが幅 10 px の場合と，20, 30 px の場
合とでは，実験参加者のなぞり方の戦略に違いが発生した．
ボタンサイズが小さくなると，指先をゆっくり動かすようになった他，指の腹の位置を調整するような動きをするよ
うになった．大きくなると，指先をスピーディに動かす一方で，指の腹の位置の調整をすることはなかった．

3.7

その他のコメント

今回の検討においては，キーの決定方法はダブルタップに限っていた．しかし，ダブルタップの場合は，二回のタップの位置のずれを気にする参加者が多かった．彼らは，スプリットタップであれば，幅 10 px のようにボタンサイズ

試作アプリケーションを開発の上で，評価実験を企画している段階である．

まとめと今後の展望

4.

本研究では，全盲者がスクリーンリーダ下で効率よく入力可能なキーボードアプリケーションを試作し，予備的な評価を行った．本アプリケーションは，スクリーンリーダ
下での操作を模擬しながらも，ボタンサイズや触覚フィー
ドバックの有無などの調整が可能であるものである．また，
通常のスクリーンリーダ下では取得できない指先の動作をログとして残すことが出来る．
予備検討の結果から，触覚フィードバックはキーボード
枠の場所を提示する際は有用である可能性が示唆された．また，慣れが生じるボタンサイズの小ささには限界があることや，ダブルタップではなくスプリットタップの方が小型キーボードの操作に向く可能性があると分かった．今後は，本検討で得られた各種ログの詳細な分析を行うとともに，ス
プリットタップの際のキー入力結果についても検討する．
謝辞

本研究は、JSPS 科学技術研究費 (26285210, 15K04540,

15K01015, 15K16394) の助成の基で行われた．

参考文献[1] 渡辺 哲也, 山口 俊光, 南谷 和範, ”視覚障害者の携帯・スマー
トフォン等利用状況調査 2013,” 電子情報通信学会技術研究報
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2014.
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impaired users,” Journal on Technology and Persons with
Disabilities, 4:55-68 2016.
[8] T. Ohashi, T. Miura, M. Sakajiri, J. Onishi, T. Ono,
”Can visually impaired smartphone users correctly manipulate tiny screen keyboards under a screen reader condition?,” LNCS, 9759:157-164, 2016.
[9] iOS Human Interface Guidelines https://developer.
apple.com/ios/human-interface-guidelines/[10] 現代日本語書き言葉均衡コーパス (BCCWJ), http://pj.
ninjal.ac.jp/corpus_center/bccwj/― 172 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）子供向け地域アセスメント支援ツールによるアクセシビリティマップの多世代共同作成支援
Intergenerational Collaborative Creation of an Accessibility Map Using a Smartphone Application
for Children to Register Local Conditions
三浦 貴大 1 , 藪 謙一郎 1 , 荻野 亮吾 1 , 檜山 敦 2 , 廣瀬 通孝 3 , 伊福部 達 1

1. 東京大学 高齢社会総合研究機構，2. 東京大学 先端科学技術研究センター，3. 東京大学 大学院 情報理工学系研究科

Takahiro Miura1 , Ken-ichiro Yabu1 , Ryogo Ogino1 , Atsushi Hiyama2 , Michitaka Hirose3 , Tohru Ifukube1
1. Institute of Gerontology, The University of Tokyo, 2. Research Center for Advanced Science and Technology,
The University of Tokyo, 3. Graduate School of Information Science and Technology, The University of Tokyo.
Abstract : Since real-world accessibility conditions have continually improved progressively indeveloped countries in recent years, children, as well as seniors and people with disabilities canselect multiple migration pathways to their destination. However, though the accessibility information of downtowns and sightseeing places is frequently updated, the most recent information onaccessibility conditions in the area including suburb is diﬃcult for them to obtain quickly because
of infrequent updates of this information and local disclosure. It is true that volunteer groups engaged in accessibility assessment in the local area and distributed summarized accessibility maps,
but some of them faced diﬃculty in maintaining accessibility information because of the shortageof members. Also, parent group continuously check local safety conditions for their children, butthey also suﬀered from the same problem. If the collaborative work on accessibility assessments
can be conducted smoothly by children and adults, this work enables them not only to maintainsafety information in local area eﬃciently but also learn the conditions in their living sphere. In thisstudy, we demonstrate to develop a collaborative assessment application for children and discuss ascheme to collect and summarize real-world conditions by them and their guardians. Particularly,
we carried out a collaborative assessment event for children as series of integrated study courses foran elementary school in cooperation with teachers and guardians at an elementary school and its
parent-teacher association. The results indicated that our application eﬀectively facilitated children
checking and learning accessibility conditions in their school area.
Key Words: Real-world accessibility; children; volunteers; seniors; smartphones; integrated study

1.

はじめに

ランティアがこのような情報を容易に共有可能な枠組みの日本国内では急激な少子高齢化への対策の他，2016 年 4構築と，当事者自身が気軽に発信できるシステムが求めら

月からの障害者差別解消法の施行に伴った合理的配慮の明れる．既に OpenStreetMap を利用した実験的検討はある

示的な社会実装が求められている．特に，障害者支援といものの [2]，継続的な運用を行う上では様々なユーザグルー

う側面では，障害概念における個人モデルから社会モデル

プでの評価を基にした検討が必要である．
そこで我々は，実地でのアクセシビリティ状況を共有するへの変遷に伴って，日本国内でもこの動きに対応した制度変更が実施されてきた [1]．特に，国際連合の障害者権利条

ためのシステム ReAcTS（Real-world Accessibility Trans-

約における合理的配慮が日本国内で義務化された．このた

action System）の開発を行い，各所での評価を実施してき

め，建築などのハードウェア的側面のみならず，サービスな

た．これまで，大学構内におけるバリアフリー状況のアセス

どのソフトウェア的側面での改善も求められている．

メント支援と，クラウドソーシングによる手書き情報の電以上の状況下において，身体に不自由のある者の移動障子化，およびそれらのスキームの比較を行うなどした [6–8]．

壁の軽減のために，交通計画の見直しの他，市街地や建物

また，視覚障害者を想定した街中の音響支援機器の状況共内のバリアフリー化がさらに進められている．しかし，こ有なども実施してきた [9]．しかし，ボランティアグループのようなバリアフリー状況に関する情報は，局所的・断片的やその目的ごとに収集すべき情報は異なるため，様々なグで時に入手しにくい．このような情報取得の困難は、外出

ループでの評価を行い比較考察を行う必要がある．

の躊躇を引き起こし社会参加や娯楽の制限などにも繋がる．

このため本研究の最終目的を，モバイル機器によるアク

また，アクセシビリティ状況を発信するボランティア団体

セシビリティ状況共有アプリケーションの開発・改良と，ボも存在する．例えば，多目的トイレの取り組み，認定 NPO

ランティア支援の効率化スキームの提案とする．特に本稿

法人ことばの道案内による「ことナビ」，株式会社ミライ

では，総合学習を行う子供に地域アセスメントやアクセシ

ロが提供する「BMaps」が好例である [3–5]．しかし，継続

ビリティマップを作ってもらう際のツール開発および評価

的なアセスメントには労力を要するため情報更新が滞りがを目的とする．アセスメント時には，彼らと地域住民によちになるという問題には，いずれの取り組みにおいても直る多世代での共同調査を企画したので，その際の結果につ面せざるを得ない．このような問題を軽減できれば，障害いて述べる．

者の外出機会や娯楽の制限が緩和され，社会参加の促進やQOL の向上に繋がると考えられる．このため，当事者やボ― 173 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 1: バリアフリー情報の共有システムの概要

図 3: バリアフリー情報の整理インタフェース（ウェブ）
その場の状況の概要（マーカとして表示されるもの），写真，
詳細テキストを入力できる． マーカは 4 種類であり，◯：良好，！
：要注意，×：危険，？
：備考とした．入力結果は，GPS

座標に紐付けられた現在地に，その場の状況を示すマーカとして割り付けられる． このマーカ情報はスマートフォン内
では SQLite データベースとして管理され，JSON や XMLなど他のフォーマットにも変換できる．
また，図 3 に共有された結果を閲覧・整理ビューを示す．

情報共有ウェブシステム中に共有された情報を確認するための画面である．情報共有ウェブシステム (OS: Ubuntu Linux

14.04) は，PHP 5.5.9 および JavaScirpt で記述されており，
図 2: 子供を対象としたバリアフリー情報の共有インタフェー
ス（スマートフォン）

2.

開発したバリアフリー情報共有システムと子供向け共同作業インタフェース

MySQL をデータベースとして持つ．本システム上に配置された情報閲覧ビューは，共有された情報を Google Maps
上にマーカとして表示する機能を有している．

システム評価方法3.

図 1 に我々が開発した情報共有システム ReAcTS (Real-world Accessibility Transaction System) の概要を示す．本
システムは，iPhone アプリケーションと情報共有ウェブサー
バの 2 つから構成される．iPhone アプリケーションは個々
人での情報入力を主な機能とする一方で，ウェブサーバは各人から集められた情報の閲覧・編集機能を主に担当する．
子供が多人数で使うためのモバイルアプリケーションのインタフェースを図 2 に示す．本インタフェースは，これまでに開発したシステムと同様に，1) 地図ビュー，2) 詳
細入力ビューの 2 つの画面を有していおり (図 2)， Xcode

6.3.2 以降 (OS: Mac OS X 10.10.4 以降) を開発環境として Objective-C で記述されている．本インタフェースの設計に当たっては，高齢者などが利用しやすいよう，ユーザ中
心設計 (UCD) の思想 [10] の基で， iOS ヒューマンインタ
フェースガイドラインなどの指針 [11, 12] に基づいた．

1) 地図ビューは基本となる画面として構成され，情報入力された地点と，各地点における大まかな状況を確認できるように作られている．地点ごとの状況をユーザが簡易的に把握できるよう，これらの状況はマーカとして表示されている．ユーザは，この画面を通じて新規情報入力や入力済みの情報の編集を行う．
情報入力・編集の際には，地図ビューから 2) 詳細入力
ビューに画面が切り替わる．詳細入力ビューでは，ユーザは開発したシステムの評価にあたって，小学校の総合学習の授業時間に，スマートフォン講習会および地域アセスメ
ント会を実施した．この会は，千葉県内にある小学校の教諭や PTA，地域ボランティアとの共同で計画・実施した．

3.1

参加者

74 名の小学 3 年生（男性：40 名，女性：34 名，年齢：8–9歳）の他，4 名の教員（男性：1 名，女性 3 名）が参加した．
この他，16 名の身体障害のない地域ボランティア（PTA と学区に住む高齢者，男性：7 名，女性：9 名）が支援者として参加した．小学生・教員・PTA のほとんどがスマートフォンの操作経験があり，ほとんどの高齢ボランティアも，我々が開催したスマートフォン教室への参加をしていた．全員がこの小学校の学区ないしはその付近に住んでいる者であった．

3.1.1

評価実験の流れ「総合
評価実験は，2 回に渡る講義・演習形式で開催され，学習」として小学生に開講された．まず初回に，小学生向けスマートフォン講習会を実施した．このとき，まずは全参加者に Apple iPhone 5s を配布し，スマートフォンで利用するジェスチャ操作について学習させた．さらにマップ，
カメラアプリの使用を行い，テキスト入力の練習をさせた．
さらに，我々の開発したアプリケーションの使い方を学習してもらった．
次に，第 2 回目の演習として，本アプリケーションを用いたアセスメント会を実施した．この際，小学生を 20 グルー― 174 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 1: 小学生グループにおける記録項目の数ごとの相関行列
Total # of inputs
[◦]

[◦]

[!]

[×]

[?]

0.686

0.688

0.705

0.539

0.240

0.078

0.078

0.467

0.258

[!]
[×]

0.511

は登録していなかった．この原因は，アセスメント場所の説明は室内で行われた他，大人による見守りがあったためと思われる．この結果として，小学生は普段よりも真面目な行動を取り，普段立ち寄る遊び場などには行かなかったと考えられる．

図 4: 参加者によって撮影された写真の例

一方で，黄色・赤色のマーカ（危険・要注意）として登録された情報には，狭く見通しの悪い道，交通量の多い道，
歩道にガードレールのない場所，路面状態の悪い道，工事中の場所が含まれていた．これらの情報においても，高齢者群との入力の違いが見受けられた．高齢者群においては，
過去に交通事故が報告された場所など，事前知識に基づいた情報の登録もなされていた．ただし，小学生の方が積極的に歩き回ったり，地域環境の様々な状況に興味を示したた

図 5: 参加者によって集められた地域情報

め，高齢者群よりも登録していた地点数が多い点に違いがプに分割し，状況の簡易評価（アイコン選択）
・テキスト入あった．

力の他，写真撮影を行ってもらった（集められた写真の例

3.2.2

アセスメント中の参加者の行動

は図 4 参照）．この際，教員・地域ボランティアが，小学生

表 1 に小学生グループごとの各マーカの登録数ごとの相の見守りを行う形を取った．アセスメントの際の所用時間

関係数行列を示す．これらの結果は，入力総数が多いグルー

は約 2～3 時間である．実地アセスメントの終了後，地域ボ

プほど，[◦]（安全）と思しき情報を多く投稿している事をランティアが中心となって，小学生グループごとに集めた示唆している．つまり，それほど登録した情報の数が少な

情報を図 3 のインタフェースを用いて整理した．

かったグループほど，安全な場所に関する情報を登録せず，結果の分析にあたっては，集められた情報の数を集計し危険・要注意な場所のみを登録する傾向があった．したがった他，情報収集時の行動について取りまとめた．さらに，過て，活発に情報を登録していたグループほど，危険な場所・

去に同地点で高齢者によってアセスメントされた際の結果

安全な場所によらず，様々な地域状況を記録する傾向があっと比較した．

たと言える．図 6 の上図は，これら活発なグループにより

3.2

結果と考察

記録された情報の一覧であり，活発でないグループにより共

本稿では，収集された情報とアセスメント中の参加者の行動について述べる．

3.2.1

有されたものがの下の 2 つの図である．活発でないグルー
プに付き添った保護者は，彼らをアセスメントに集中させ収集された情報るのに苦労した旨を報告している．ただし，保護者が叱った

小学生グループによって集められた情報の例を図 5 に示所，真面目に情報収集するようになったこともあった．こす．合計で 169 件の情報が共有された．このうち，27 件がのため，小学生グループのモラルを安定させるにあたって，

通過しやすい/安全（◦），45 件が要注意（！），95 件が通過保護者の管理・監督などの必要性が示唆された．

また地点ごとの個々人の評価は，合計で 593 件であり，140

スマートフォンを用いて写真の撮影を行い，スライダーを件が [◦]，208 件が [！]，255 件が [×]，18 件が [？] との内動かして場所ごとの評価を行った．流れについて述べる．ま訳であった．これらの結果から，参加した小学生は，主としず彼らは，情報共有するに望ましい場所を見つけ，写真を撮て危険な場所や注意が必要な場所を発見・記録する傾向に影する．次に，安全かどうかをスライダーを動かして一人あったといえる．なお，同様の傾向は若年ボランティア，高ひとり交互に評価し，場所ごとの状況を議論しあった．こ齢者，バリアフリー専門員においても同様であった [7, 8]．

ども 110 番の場所を見つけた場合は，写真を撮影した子供

しにくい/危険（×），4 件が備考（？）として報告された．

アセスメント中において，小学生らは交互に一人ひとり

青いマーカ（◦）として登録されている情報には，安全でがこども 110 番の登録用ボタンを押した．最後に，操作をある道やこども 110 番として登録されている場所が含まれ行った子供が，次に主たる操作を行う子供にスマートフォンていた．なお，我々が過去に高齢者において行った地域アセを手渡した．スマートフォンを持っていない子供は，主とスメントにおいては，子供が遊ぶのに安全な公園や広場なして記録すべき場所，特に要注意・危険な場所を探すのにどが共有されていた [8] が，小学生はこのような場所の情報

集中していた．これら一連の流れは概してスムーズに行わ― 175 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 6: 小学生グループに収集された地域情報の例．上左・上右図は 10 地点以上の情報が共有された例である一方で，下左・下
右図は 10 地点に満たない情報が共有された例である．
れた．教師らによる事前指示の他，時に保護者らによる見守りの基であったためだと考えられる．
しかし，一方で地域アセスメントに積極的な子供とそう[2]でない子供で行動に差があった．積極的でない子供は，アセスメントには興味を示さず時に非協力的であった一方で，スマートフォンでゲームをしたがるなどの傾向があった．一

[3]
[4]

部の子供は保護者の叱責の後でもこの行動を改めなかった．

[5]

幾つかの CSCL（コンピュータによる協調学習）に関する[6]

研究例によると，ゲーミフィケーション要素を利用することで，効果的に子供の興味を引くことが可能であると述べている [15–17]．例えば，Geocaching においては情報ごと[7]に発見の難易度を設定することで，参加者の関心を引き立てるなどの方法を取っている．また，オンライン学習サイ[8]トなどでは，学習量に応じたポイントを付与し，累積量を可視化することで，本人の継続動機を高めるなどの工夫がある．本研究においても，このような要素を加えることで，彼らの地域への興味を高めることが出来る可能性がある．

3.2.3

教員らによるフィードバック

ご協力いただいた教員によると，本システムによって地図の判読が難しい小学生でも，地図上の場所に紐付いた情報登録が容易であると報告された．本研究の実施前は，紙ベースの地図とデジタルカメラを渡してアセスメントを実施していたが，現在地の地図上への対応関係が分からなく

[9]

[10]

[11]

[12]

なる児童が多く，結果として彼らがやる気をなくしてしま[13]

うケースがあった．また教員らは，本システムによって，彼[14]らが地域アセスメントに集中できる点と，あとで自身らが収集した情報を確認できるようになり，地域の状況や交通[15]

状況，バリアフリー状況などの学習に効果的に行える点を指摘していた．
謝辞

本研究は、JSPS 科学技術研究費 (15K16394) の助成の基で行われた．

参考文献

[16]

[17]

[1] 野口 武悟, ”「合理的配慮」の基盤としての情報のアクセシビリティ：障― 176 ―

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）盲ろう学生のための遠隔要約筆記伝達支援ソフトウェアの試作

Experimental teaching assistant communication software for a deaf-blind student○ 大西淳児（筑波技術大学）
坂尻正次（筑波技術大学）

杉崎信清（筑波技術大学）
三浦貴大（東京大学大学院）

松尾政輝（筑波技術大学）
小野束（筑波技術大学）

Junji ONISHI, Tsukuba University of Technology
Nobukiyo Sugisaki, Tsukuba University of Technology
Masaki MATSUO, Tsukuba University of Technology
Masatsugu SAKAJIRI, Tsukuba University of Technology
Takahiro MIURA, Graduate School of the University of Tokyo
Tsukasa ONO, Tsukuba University of Technology
Abstract: IPTalk is one of famous software to distribute a summary of someone’s speaking to deaf people. However,
the interface of this software is designed for sighted people. Thus, deaf-blind students cannot be following up toread messages contributed by IPTalk software real-timely. To solve this issue, we have developed the particularcommunication assist software for deaf-blind students. This report describes the outline of our developed software andsummary of trial experiments.
Key Words: special education system, deaf-blind communication, education engineering, assistive technology
1.

はじめに

2. 点字：初めは盲で点字の読み書きに習熟していた人が，後に盲ろうとは，視覚障害と聴覚障害を合わせ有する状態をいう．
視覚情報と聴覚情報は膨大な情報量を有しており，かつ，リアル
タイムによる情報伝達を行うことができ，教育においては重要な役割を果たす．そのため，この二つの感覚機能に障害を受けると，重篤な情報障害，コミュニケーション障害が生じうることになる．このことから，教員には盲ろう教育に特有な専門性が必要になる．パーキンス盲学校が中心となって行われた研究成果 (1)によると，次の二つの専門性が必要であると言われている．
1. 核となる専門性
2. 盲ろう教育について必要な知識の専門性核となる専門性とは，教師が盲ろう者と強い信頼感に基づく人間
関係を築くことを意味し，その信頼関係の土台の上に，盲ろうに関連する専門的知識と技術を使うことで，盲ろう者の個人的・社会的能力を開発できるとされている．つまり，一般には様々な人と接することによって，外部環境からの情報を耳や目で偶発的に，意図せずに，日常的に様々な事象を学ぶことになる．ところが，盲ろう者は，このような自然に発生する偶発的な事象から学習をすることが極めて困難な状況に置かれている．そのため，このような偶発的な事象から学ぶことを教師が丁寧に教えていくことが求められる．
次に，盲ろう教育についての必要な知識は 44 項目に及ぶが，これらは以下の 7 領域に分類されている．
1. 盲ろうとは
2. 個人のアイデンティティ，人との関係，自尊心の確立
3. 概念の発達
4. コミュニケーション
5. 聞くことと見ること
6. 定位と移動
7. 環境の整備と教材
文献 (1) には，これらを具現化するために必要な技能について，具体的に記述されている．このように，盲ろう者に対する教育においては，様々な観点での準備が多く必要である．
ところで，盲ろう者はどのようにして他者と会話（コミュニケーション）をするのだろうか．一般的な方法は大きく次の 7 つに分類されている．
1. 手話：初めは聾で手話によるコミュニケーションをしていたが，後に盲ろうになった場合

盲ろうになった場合

3. 手書き文字：盲ろう者の手のひらに文字を書いて伝える方法（手のひら書きともいわれる．）

4. 音声：盲ろう者に聴力が残っている場合
5. 筆談：盲ろう者に視力が残っている場合
6. 指文字：日本式（５０音式）指文字やローマ字式指文字など
7. キュードスピーチ（話し言葉を視覚化するツール）など
これらのコミュニケーション方法の選択は，盲ろう者の状態やコミュニケーション時の環境等によって選択することになる．基本的ポリシーとしては，利用できる感覚を最大限に活用することを重視した方法を採用することになる．
一方，近年のコンピュータ技術の発達によって，盲ろう者のためのコミュニケーションデバイスが既に存在する (2) ．たとえば，
図 1 に示す Deafblind Communicator は，点字キーボードと点字ディスプレイを備えた装置で，18 から 32 文字を提示することができる．図では，Deafblind Communicator と QUERTY
キーボードを備えたスマートフォンで Bluetooth 機能を介して，盲ろう者と盲人の間で会話をしているケースを示している．この利用シーンでは，Deaf Communicator のキーストロークはス
マートフォンに送信され，テキストとして表示される．スマートフォンに入力されたテキストは，Deaf Communicator 上に点字として表示し，互いにコミュニケーションをとっている．このような装置は，様々なタイプがあるが，基本的な機能はほぼ同一であり，教育現場における教師と盲ろう学生間の情報伝達の基本的な枠組みとして活用できると考えられる．
次に，盲ろう学生への教育に関して視点を移してみよう．盲ろう学生への教育においては，意思疎通の形態を確保，学問的な発達を最大にする環境，および，障害者を支援するための教育技法
および教材の使用を組み入れることが求められる．このとき，最も大きな課題が意思疎通形態の確立である．過去の本学の事例(3)
では，弱視難聴の重複障害を持つ学生に対して，授業にノートテイクを導入して情報保障を行っている．この事例では，通常のノートテイクと異なり，拡大読書器を使用した朱書き要約筆記とパソコン要約筆記（拡大文字）の両方を併用し，それぞれの機能の持つ長所を活かして意思疎通をしている．この結果，従来は 3割程度しか内容把握ができなかったのが，7 割把握に改善されたと報告している．この報告でもパーキンス盲学校のガイドライン― 177 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）イムで確認できる教師用クライアントで構成する．図 2 に基本構成を示す．利用するハードウェアは，Windows10 が動作する
PC3 台および点字表示ディスプレイは KGS 社の BrailleTender
BT46 を利用し，点字出力処理のエンジンとして NVDA2017-2を利用した．
このシステムは，以下の 4 つのコンポーネントから構成されている．
· IPTalk 用クライアント· 盲ろう学生が使用する点字表示専用クライアントソフト
ウェア· 教師用クライアント（学生がアクセスしている字幕文をリアルタイムで表示）· IPTalk の字幕情報の中継および学生と教師間の読み取り状
況の中継を行う中継サーバ
以上のソフトウェアを Microsoft Visual Studio 2017 Community 統合環境を活用して C 言語により開発した．

Fig.1 Deafblind Communicator(2)にある信頼関係の確保が重要と指摘しているが，パソコン要約用
ソフト iptalk(4) を介して文字情報を提示し，盲ろう学生が画面上で視認する形態で授業を進めている．このとき，各説明等については開始と終了を明示しながら，双方向のやりとりによる連携を行っている．また，文献 (5) では，点字ディスプレイによる盲ろう者向け通訳法について報告している．この報告では，点訳ス
キルがない人でも IPtalk や BM ユーティリティを用いて点訳を行う方法を提案している．この報告によると，スクリーンリータ
NVDA による機械点訳を利用することで特別な点字スキルがな
い人でも気軽に点訳できる環境の構築が可能であるとしており，
今日の情報技術を巧みに活用すれ学習環境は，IT 技術によって改善することを示唆している．
ここで，講義を進行していく上で唯一の課題が，情報のリアル
タイム共有である．授業の現場で盲ろう学生と教師の間で少なくとも教師の解説を実時間で学生に伝達することが求められる．ここで，先ほどのコミュニケーションを支援する機器を使用し，パ
ソコン要約筆記で解説を伝えたと仮定すると，音声での理解と同じ時間コストで情報を伝達するのは困難である．更に，ろう者向けの字幕システムのように目で把握するほどのスピードも期待できず，要約筆記で伝えられる文字情報をどの程度のスピードで把握するかは学生のスキルに依存することになる．そのため，授業環境において要約筆記を使ったコミュニケーション形態を構築する場合，少なくとも以下の 2 点が重要なポイントとなる．
· 点字の提示は，盲ろう学生の読むペースに併せること．
· 要約筆記の内容がどこまで伝わっているか教師側にフィードバックすること．
そこで，この報告では，まず，盲ろう学生と教師との講義における適切な情報共有を目的として，従来から利用されている要約
筆記のソフトウェア IPTalk と連携して動作し，かつ，上記に示した 2 つの機能を実現した盲ろう学生への情報伝達のソフトウェアを開発した．このソフトウェアでは，要約筆記された字幕情報
を学生自身のペースで点字で読み取るための機能を備え，かつ，
読み取りの状況を教師側のコンソールで確認できる仕組みを構築した．これにより，教師が学生の情報把握の状況をリアルタイム
で確認でき，学生のペースに応じた説明をすることができる．以下，開発したソフトウェアの概要等について述べる．

2.

システム概要2.1

システム全体の概要

2.2

要件定義

開発したソフトウェア「BTalk」の要件定義について説明する．
まず，学生と教師が利用するクライアントソフトウェアの機能要件は，以下のとおりとした．
· 設定ファイルにより教師用クライアントと学生用クライア
ントのモード切り替えができる．
· 中継サーバから送られてくる要約筆記字幕を点字ディスプ
レイに表示できる．
· 受信した字幕は，リスト管理し各字幕を ID で管理する．
· 点字ディスプレイに表示する字幕文を利用者が選択できる．
· 接続先中継サーバの指定を設定ファイルで変更できる．
· 学生用クライアントモードでは，点字ディスプレイで表示している字幕の管理 ID を中継サーバへ送信する．
· 教師用クライアントモードでは，中継サーバから送られてきた管理 ID に該当する字幕リストを背景赤色で表示する．
· 中継用サーバとの接続は，TCP 通信を用いてポート 11000
番を指定して接続する．
これらを実装したクライアントの動作状況を図 3 に示す．図では，左側が盲ろう学生が使用する学生モードで起動したクライア
ント，右側のノート型 PC が教師用モードで起動したクライアン
トが表示されている．教師用クライアントの赤色の部分が学生が点字ディスプレイに表示している字幕文字データの位置を示している．学生が点字ディスプレイを操作して，表示する文字を切り替えるとほぼ遅延を生じることなく，教師用のクライアントに表示反映される．
次に，中継サーバの要件定義について説明する．中継サーバの機能要件は，以下のとおりとした．

開発したシステムは，従来から運用されている要約筆記の字
幕提供システム IPTalk から字幕表示情報を独自開発したリレーサーバで中継し，盲ろう学生が必要とする点字出力を行うクライ
アントソフトウェアおよび点字出力されている文章をリアルタ
Fig.2 システム全体構成― 178 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）· IPTalk からの字幕データを受信する．
· 字幕データをデータセットで管理し，内部にデータを保管する．

· 字幕データを接続してきたクライアントへ TCP 通信で同時配信する．

· クライアントから送信されたメッセージ ID 管理番号を教師

モードクライアントへ中継配信する．
中継サーバは，主に IPTalk からの字幕を受信し，受信した字幕を開発したクライアントへ一斉配信する機能と学生の点字読み
取り状況をリアルタイムで共有するためのメッセージ管理番号を
学生モードと教師モードのクライアント間で共有させる機能をもつ．これらの通信機能は，TCP により実装し，アプリケーショ
ン層のプロトコル定義によって，同一のソケットを使ってメッセージのやり取りを行うこととした．

3.

(4) IPtalk
http://www.geocities.jp/shigeaki_kurita/
last viewed 07/28/2017.
(5) 関田巌，点字ディスプレイによる盲ろう者向け通訳法 ー
設定方法ー，筑波技術大学テクノレポート，Vol.24 (2)，
pp.6-11, 2016.
(6) NVDA 日本語版
http://nvda.jp/
last viewed 07/28/2017

おわりにこの報告では，盲ろう学生に講義をする際に利用できる要約
筆記字幕配信ソフトウェアを開発した．このソフトウェアでは，
IPTalk の機能では問題となる学生のニーズと状況に合わせた提示をする機能を実装し，学生主体で字幕情報を読み取れるようにした．テスト動作では，リアルタイムに字幕を表示し，前節で示した要件を満たしていることは確認できている．今後は，システ
ムテストを十分に行い，ソフトウェアの品質評価を実施した上で，試験的な利用評価を行う予定である．評価テストを通過した
後，実際の教育指導の場面で使用し，様々な観点で評価を実施することによって問題点・改善点等を見いだしながら，教育システ
ムとして成熟させることを計画している．
謝辞
本研究は科学研究費補助（15K04540, 15K01015）および国立大学法人筑波技術大学平成 28 年度教育研究高度化推進事業競争
的教育研究プロジェクト A の助成を受けた。ここに感謝申し上
げる。
参考文献

(1) Marianne Riggio, Deafblindess: Educational Service
Guidelines, Perkins School for the Blind, 2009.
(2) Communication technology persons who are deafblind
http://www.perkinselearning.org/videos/webcast/communication-technology-persons-who-are-deafblind
last viewed 7/28/2017.
(3) 宮川正弘，関田巌，犬井千明，視聴覚重複障害学生に対する情報補償-ノートテイクについて-，筑波技術短期大学テクノレポート，Vol.9(1), pp.1-5, 2002.

Fig.3 学生用および教師用クライアントの動作状況― 179 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）せん断応力が血栓形成反応抑制に及ぼす血液凝固反応の定量評価
Quantitative Evaluation of blood coagulation reaction to inhibit thrombus formation under shear stress○丸山 修（産総研）, 川上滉貴（東理大院）,

村重智崇（東理大院）

迫田大輔（産総研） , 小阪 亮（産総研）, 西田正浩（産総研）, 山根隆志（神戸大院）
Osamu MARUYAMA, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
Koki KAWAKAMI, Graduated School of Science and Technology, Tokyo University of Science
Tomotaka MURASHIGE, Graduated School of Science and Technology, Tokyo University of Science
Daisuke SAKOTA, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
Ryo KOSAKA, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
Masahiro NISHIDA, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology (AIST)
Takashi YAMANE, Graduate School of Engineering, Kobe University
Abstract: Centrifugal blood pump is an essential device for severe heart failure patients. The pump generates shear stressduring the rotation of the impeller inside the pump. We know from experience that thrombus format ion occurs in the low
shear stress region, however, the detail of the mechanism has not yet been made clear, that is, what elements of the blood
components is shear-stress responsive. We aimed to find out the shear-responsive blood coagulation factor of human blood,using a double-cylinder type rheometer. We concluded that factor V was the one of shear-responsive element and directly
inactivated by shear loading and inhibited the reaction of blood coagulation system at the shear rate of 2,880 s -1 as an index
of shear stress for 3 hours.
Key Words: Blood pump, Blood coagulation factors, Rotational rheometer, Shear rate
1. 緒言
重篤な心不全患者に対する外科的治療法として，血液ポンプを用いて機械的に心機能をサポートする補助循環が有効である．しかし，血液ポンプ内部の淀み域の低せん断速度域で血栓が形成することがあり，血液ポンプ内での血栓形成は大きな課題となっている (1),(2)．
生体内における血栓形成反応のひとつに血液凝固系がある. 血液凝固系での血栓形成反応は，異なる複数の血液凝固因子が連続的に活性化し, 決まった順序で連鎖的に進行する反応である. 血液凝固系の反応は, 内因系凝固反応と外因系凝固反応の二つに分けられる．内因系凝固反応は，血管内の陰性荷電面上で血管壁が傷ついて露出したコラーゲンに接触して開始する凝固反応である．外因系凝固反応
は，血管損傷が生じると，血管内皮下にある組織因子が出現し，この組織因子との接触を起点として血液凝固が開始
する凝固反応である．
一方, 生体外における血栓形成では，血液が異物表面と接触することで，血小板が活性化して異物表面に凝集し,血液凝固反応が進行する (3). さらに, 血液ポンプの場合では, インペラの回転によってせん断応力が発生し, このせん断応力によって, 血小板が活性化することによって血液凝固反応が進行する一方, 血栓形成反応抑制にも関与している (4). したがってポンプ内血栓形成反応のメカニズムがせん断応力の影響を受けて, 内因系または外因系の血液凝固因子の反応にどのように関与し, さらに血小板の存在が凝固系の血栓形成反応にどのように関連するのかを定量的に調べることが必要であると考えている
そこで本研究では，内因系および外因系の血液凝固反応
において, せん断応力がどの血液凝固因子に影響を及ぼすのか, またどの程度, 血栓形成反応抑制に関与するのか,
さらに血小板による影響があるのか, これらを明らかにすることを目的とした.

2. 実験方法
2-1. 試験血液および試験血漿ボランティアによるヒトから採取した血液をクエン酸ナトリウムで抗凝固し(最終濃度: 0.32 w/v%), このヒト全血を試験血液として使用した. また, この試験血液を遠心分離し, 血小板を除去したヒト血漿を試験血漿として使用した.
本実験は，国立研究開発法人産業技術総合研究所ヒト由来試料実験倫理委員会の承認を得て行った．
2-2. 試験血液へのせん断負荷
本実験では，せん断負荷装置として外筒回転式二重円筒型レオメータの改造品(Rheologia A300，株式会社エルクエ
スト)を使用した．装置の外観およびせん断負荷部を図 1 に示した．
試験血液または試験血漿 5.0 mL を外筒内に入れて, 外筒を本体に装着し，恒温槽によって 37°C に加温した．外筒を回転させて血液にせん断応力を負荷した．せん断応力の指標としてせん断速度 2,880 s-1，せん断負荷時間 3 時間をせん断負荷条件とした．せん断負荷後，外筒より血液を採血し，試験血液については, 直ちに遠心分離をして血漿を取り出した．
本実験では，自動血液凝固測定装置(CA-50，シスメックス株式会社)を用いて，せん断負荷後の試験血液から得た血漿, またはせん断負荷後の試験血漿について, 内因系凝固反応を反映する活性化部分トロンボプラスチン時間(APTT)，外因系凝固反応を反映するプロトロンビン時間(PT)を計測した. 併せて, 内因系または外因系凝固反応に対応する各血液凝固因子を欠乏させた血漿（凝固因子欠乏
血漿, シスメックス）を混合させたときの APTT および PTを計測し, この数値からそれぞれの血液凝固因子の活性を,
APTT または PT に与える影響として定量した.

― 180 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.1

PT of human whole blood and each extrinsic
coagulation factor after shear loading

Fig.4

APTT of human plasma and each intrinsic
coagulation factor after shear loading

Fig.5

PT of human plasma and each extrinsic coagulation
factor after shear loading

Appearance of shear stressor

3. 実験結果および考察
せん断負荷前後において, 試験血液から得た血漿のAPTT および各内因系凝固因子欠乏血漿を混合させたときの APTT を図 2 に示した. 全血の APTT は 36.2 s から 38.3 sまで 2.1s, すなわち 5.9%延長したが，せん断負荷前後で有意な差は見られなかった．内因系凝固因子のうち，第 V 因子の反応を反映する APTT の延長が最も顕著で, 55.2 s から
63.3 s まで 14.6%延長した. また, PT および外因系凝固因子
欠乏血漿を混合させたときの PT を図 3 に示した. 全血のPT は 11.3 s から 13.0 s に 14.8%延長した．また，外因系に関与する血液凝固因子のうち，第 V 因子の反応を反映する
PT は 25.9 s から 31.4 s に 21.3%延長した.
一方, 試験血漿の APTT 及び内因系凝固因子欠乏血漿を混合させた APTT を図 4 に示した. これより，ヒト血漿にせん断速度を負荷した前後の APTT は 38.8 s から 84.8 s に
118.8%延長した. また，内因系に関与する血液凝固因子のうち，第 V 因子の反応を反映する APTT は 58.4 s から 86.8
s に 48.7%延長した. また, PT および外因系凝固因子欠乏血漿を混合させた PT を図 5 に示した. これより，ヒト血漿にせん断速度を負荷した前後の PT は 10.9 s から 19.1 s に
74.9%延長した．外因系に関与する凝固因子のうち，第 V因子の反応を反映する PT は 26.2 s から 39.9 s に 52.4%延長した．
以上の結果から，ヒト血液またはヒト血漿にせん断速度を負荷すると，内因系および外因系に共通の血液凝固因子
である第 V 因子の反応が大きく抑制され，全体として血液凝固反応が抑制されることがわかった．またこの結果は,血小板を含まない血漿でも, むしろ顕著に生じており, したがって血液凝固第 V 因子は, 血小板の影響を受けることなく, せん断応力を負荷することで活性が低下し, 血栓形成を抑制する因子の一つであることが明らかとなった.

Fig.2

Fig.3

APTT of human whole blood and each intrinsic
coagulation factor after shear loading

4. 結論
内因系および外因系凝固に共通の血液凝固第Ⅴ因子は,2,880s-1 のせん断速度で 3 時間のせん断負荷を行うことで,血小板活性化の影響を受けることなく活性化が低下し, 血栓形成反応の抑制に寄与しているものと結論した.
参考文献(1) N. A. Mokadam, S Andrus, A Ungerleider, Thrombus
formation in a HeartMate II, Eur J Cardiothorac Surg, Vol.39,
No.3, 2011.
(2) M Toyoda, M Nishida, O Maruyama, et al., Geometric
Optimization for Non-Thrombogenicity of a Centrifugal Blood
Pump through Flow Visualization, JSME International Journal,
Vol.45, No.4, 2002.
(3) 森 有 一 , 丹 沢 宏 , 血 栓 を つ く ら な い 材 料 , 高 分 子 ,Vol.22, No.11, pp.613-617, 1973.
(4) O Maruyama, R Kosaka, M Nishida, et al., In vitro
thrombogenesis resulting from decreased shear rate and blood
coagulability, Int J Artif Organs, Vol.39, No.4, pp.194-199,
2016.

― 181 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）長期使用後の人工肺内血栓分 布と数値解析による 推定血流状態との比 較検討Investigation of thrombus distribution after long term use andComputational analysis of blood flow behavior in an oxygenator片桐 伸将*，築谷 朋典*，武輪 能明*，水野 敏秀*，巽 英介*，福井 康裕**
Nobumasa KATAGIRI*, Tomonori TSUKIYA*, Yoshiaki TAKEWA*, Toshihide MIZUNO*,
Eisuke TATSUMI*, Yasuhiro FUKUI**
Abstract
Some of oxygenators in extracorporeal membrane oxygenation (ECMO) systems have been demonstrated durability forover 1 week continuous use recently. In this study, we conducted chronic ECMO animal experiment using a membrane
oxygenator (BIOCUBE2000), and systematically evaluated the change of thrombus formation due to conditions ofanticoagulant therapy and ECMO period by quantifying the thrombus distribution in the oxygenator after ECMO using animage processing. As a result of the area ratios of red thrombus at inlet side, middle of fiber bundle and outlet side were0.049, 0.001 and 0.013 in the group for 2 weeks without continuous anticoagulation. And, we tried to compare results of thethrombus distributions to numerical analysis for blood flow in the oxygenator. There were similar distributions between
observed thrombus in the section images and calculated lower velocity region in the oxygenator.
Key Words
ECMO, long term use, quantifying the thrombus distribution, oxygenator, numerical analysis

機会もほとんどない．もし，長期使用後の人工肺内血栓分布に関する実用的な検討資料があれば，それらは今後の臨床現場にお１． はじめに
近年 ExtraCorporeal Membrane Oxygenation(ECMO)シ

いて有用な情報になり得ると考えられる．

ステムに組込まれている膜型人工肺には，一週間以上にわたり

本研究では，耐久性に優れる膜型人工肺(BIOCUBE2000)を用

連続使用された実績を有する製品もある．ECMO 期間中，バイいた長期 ECMO 動物実験を行い，画像処理による ECMO 後のパス血流量，血液回路内圧，時には血液ガスデータでさえも連続

人工肺内血栓分布の定量化により，抗凝固療法と ECMO 期間の的に測定され，管理指標として用いられている．しかしながら，デ条件による血栓形成の違いを系統的に評価した．さらに，この実バイスの耐久性の性能向上に伴い，救命救急の心肺補助から 1

測血栓分布と数値流体解析による人工肺内の血流状態につい週間を超える呼吸補助への応用が試みられている中，血液回路て比較検討した．

内血栓分布は安全性に関わる重要な因子であるにも関わらず，ECMO 期間中の連続的な計測が困難である．臨床使用に際して，ECMO 使用後の人工肺内血栓に関する評価が実施される

２． 方法
2.1 慢性動物実験
BIOCUBE2000 人工肺，ROTAFLOW 遠心ポンプおよび PVC

*

年

月

日受付

チューブから構成され，全血液接触面を抗血栓性に優れるヘパ

年

月

日掲載決定

リンコ－ティング(T-NCVC)にて表面処理された ECMO 回路を使

国立循環器病研究センター研究所人工臓器部，用した．成シバヤギ（8 頭，19-30 kg）に対して経頚静脈右房脱血**－頸動脈送血の VA-ECMO を導入し，覚醒下にて長期の呼吸循

東京電機大学理工学部電子・機械工学系

環補助を施行した．送脱血管の挿入直前に，全例においてヘパリン投与を行った．遠心ポンプ回転数は，バイパス血流量 1.5（ページ番号は，記載しないでください．）― 182 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）L/min を維持する様に調節した．
2.2 長期 ECMO 時の 検討条件
2 種類の抗凝固療法条件と 2 種類の ECMO 期間条件の組み合わせによる 4 つの群(各 n = 2)に分けて実験を行った．抗凝固療法は，臨床の使用状況を参考に全血凝固時間が 150-200 sec となるように持続ヘパリン投与した条件と，最も厳しいヘパリン等の抗凝固療法を一切施行しない条件とした．ECMO 期間は，2 週間

Fig.2 Geometry of numerical analysis of the blood flow in theと 5 週間とした．

oxygenator (BIOCUBE2000)

2.3 人工肺内血栓の 血栓画像 処理
本人工肺を，流入側血流路，中空糸束部分の血流路および流出
側血流路より構成される 3D モデルとして模擬した（Fig.2 left）．本
研究では，中空糸束前後の詳細な血流状態を解析するために，
中空糸束部分のメッシュ分割（3376 cells）に対して，流入側および流出側部 分を詳細 なメッ シュ分割（各 178000 cells）とした（Fig.2 right）．解析条件は，3D，定常，流体密度および粘度一定，
層流モデルとした．物性値および境界条件を Table 1 に示した．
Table 1 Fluid properties and boundary conditions
Fluid (Blood)Fig.1 Structure of the oxygenator (BIOCUBE2000) and observed
sections in the oxygenator without heat exchanger

Density(! ) [kg/m3]
Viscosity(µ ) [Pa•s]

1056
0.03

Boundary conditions
Inlet
OutletWall

1.5 L/min (Constant)
Free
No slip

各条件にて長期連続使用した後の人工肺に対し，生理食塩液

血液の物性値および本人工肺の仕様より算出した慣性抵抗係数を用いて 100~200 mL/min 程度の低流速で血流路内の血液を

α=22878736 kg/m4，粘性抵抗係数 β=10268340 kg/m3s を計算に洗い流した．本人工肺は，縦糸により等間隔に並列配糸されたガ用いた．

ス交換中空糸膜のシートを，血液主流方向に積層した直方体状の中空糸束から構成されている(Fig.1 Top)．今回の血栓分布の評価では，透明の血液 inlet および outlet ハウジングを含む人工３． 結果
3.1 長期 ECMO 使用後 の人工肺 内血栓付 着状態

肺の血液流入側中空糸断面から血液流出側中空糸断面にわたる各中空糸束断面を撮影した(Fig.1 Bottom)．市販画像処理ソフ
トウェアである Photoshop を用いて，各断面画像の明るさの標準化，画像の 2 階調化による赤色血栓の抽出，赤色血栓の面積比率を計算することで定量化を行った．
2.4 数値解析による人 工肺内血 液流れ 状態の推 定
市販 CFD ソフトウェア（Star-CCM+，CD-adapco japan）を用いた有限体積法にて数値解析を行った．中空糸膜型人工肺の数値解析に関して，中空糸束内を多孔質媒体中の血液流れとみなし，中空糸よりも粗いメッシュに対して以下の Darcy の法則に基づ
く Ergun の式を適用する手法を用いた 1）．

Fig.3 Binarized images of red thrombus distributions in theoxygenators after long-term ECMO in case with no continuous
anticoagulation
長期心肺補助使用後の人工肺内血栓付着状態の例として，抗凝固療法を施行しなかった 2 週間と 5 週間の 2 階調化画像を
Fig.3 に示した．2 週間の血栓分布状態では，中空糸束の中央シート部分ではほぼ血栓がないが，流入側辺縁部に散在する血栓（ページ番号は，記載しないでください．）― 183 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）および流出側の辺縁部分の長辺側に局在する血栓が認められた．非持続抗凝固療法下で 2 週間使用した例では，中央シート

た．5 週間の血栓分布状態では，いずれの部位でも血栓が増加

部分に血栓を認めず，流出側でわずかな血栓面積比率（平均しており，中空糸束の中央シート部分も辺縁部の長辺側に局在

0.013），流入側ではその倍以上の血栓面積率（平均 0.049）を示する血栓が認められた．

した．持続抗凝固療法下で 5 週間使用した例では，流出側で非3.2 抗凝固療法と使用期間に よる赤 色血栓面積 率

持続抗凝固療法下で 2 週間使用した例と同等の血栓面積率（平均 0.052）を認めたが，中央シート部分および流出側ではほぼ血栓を認めなかった．非持続抗凝固療法下で 5 週間使用した例では，全観察面で血栓を認め，流入側から流出側にかけて血栓面積率が増加する傾向（流入側平均 0.147，中央シート部分平均
0.178，流出側平均 0.249）が見られた．
3.3 数値 解 析に よ り 推定 した 人 工 肺 内血 液 の 流 速 ベク ト
ル分布 と速度分布
推定流速ベクトル分布（Fig.5 left）によると，流入側では慣性により血流速が高い値のまま中空糸束付近で主流方向と直交する
向きに変わり，旋回流と停滞部を生じさせている．それに対して，
中空糸束内と流出側では，流路に沿った一様な流速ベクトルであった．
推定速度分布（Fig.5 right）によると，流出側の中空糸束後流全Fig.4 Area ratios of red thrombus according to anticoagulant

域で，血流速度が中空糸束内の半分以下まで減速していた．流

therapy and ECMO period

出側ケースの壁面に近い縁部付近，特に長辺側辺縁部分（Figright, axial section parallel to the short side）では，顕著な低流速

赤色血栓面積比率のグラフを Fig.4 に示した．持続抗凝固療法
下で 2 週間使用した例では，各観察面でほぼ血栓を認めなかっ領域が示された．この推定低流速領域は，観察された流出側血栓分布状態（Fig, outlet side）とも一致する傾向を認めた．

Fig.5 Estimated flow velocity vector distributions and velocity magnitude distributions of the oxygenator（ページ番号は，記載しないでください．）― 184 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）４． 考察
まず，本 ECMO 条件において，中空糸束内の平均流速は約 3cm/s，その直前の流入側と直後の流出側は断面積が 2 倍以上になるため平均流速が半分以下になる．中空糸間距離は約 140
mm であり，流入側と流出側に比較して，中空糸束内では血流せん断速度も高くなる．そのため中空糸束内に比較して，流入側と流出側は流れの面から血栓防止に不利と考えられる．
数値解析による推定流速ベクトル分布（Fig.5 left）によると，速い
旋回流が生じうる流入側の方が，流路に沿った一様な流速ベクトルを示す流出側よりも，洗い流しの面で血栓防止に有利であると考えられた．推定速度分布（Fig.5 right）によると，全体的に流速が半減する中空糸束の後流と流出側ケースの壁面に近い辺縁部
分で低流速領域が生じうるため，血栓好発部位となることが推察された．
これは実際の血栓面積率が高い持続抗凝固療法下で 5 週間使用した結果（Fig）とは一致する．さらに，流入側の血栓分布を除くと，非持続抗凝固療法下で 2 週間使用の結果や持続抗凝固療
法下で 5 週間使用の結果とも一致する．
流入側の血栓付着状態に関しては，主に人工肺内で血栓形成が進行した場合，推定された人工肺内流れ分布に応じた血栓付着状態となり得るが，人工肺内で血栓形成が進行していない場
合であっても，ポンプ等の上流側から飛来した血栓が人工肺の中空糸束で捕獲されることにより，数値解析により推定した人工
肺内流れ分布とは異なる傾向で血栓面積率が相対的に高くなると推察された．
５． まとめ本研究では，膜型人工肺を用いた慢性 ECMO 動物実験を実施し，使用後の人工肺内血栓分布を画像処理にて定量化することで，抗凝固療法と灌流期間による血栓形成の変化を系統的に評価することが可能であった．BIOCUBE2000 人工肺内血栓分布の系統的な評価により，人工肺流出側の血栓面積比率として，持続抗凝固療法下・5 週間の連続使用で 1 %以下，非抗凝固療
法下・2 週間の連続使用でも 2 %以下の可能性が示された．数値解析により推定した本人工肺内血液流れの分布との比較により，部位ごとの血栓形成の特徴が推察されるとともに，上流側からの飛来血栓が人工肺内中空糸束にて捕獲される可能性も示された．
５． 参考文献
1) A.Funakubo,I.Taga,et. al.:Flow vectorial analysis in an
artificial implantable lung. ASAIO Journal,383-387(2003)（ページ番号は，記載しないでください．）― 185 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）小動物用外部灌流型人工肺の開発
1)

2)

山田拓実 ,根岸宜通 ,住倉博仁 2),藤井豊 3),荒船龍彦 1)2),大越康晴 1)2),矢口俊之 1)2),本間章彦 1)2)
1)東京電機大学大学院理工学研究科電子機械工学専攻2)東京電機大学理工学部理工学科電子機械工学系
3)新潟医療福祉大学医療技術学部臨床技術学科

Development of an extracapillary blood flow type oxygenator for small animals
Takumi Yamada1) ,Norimichi Negishi 2),Hirohito Sumikura 2),Yutaka Fujii3),Tatsuhiko Arafune 1)2) ,Yasuharu Ohgoe 1)2),Toshiyuki Yaguchi1)2),Akihiko Homma 1)2)
Key words：人工肺，体外循環，SIRS，設置方向
 1．背景表 1 外部灌流型人工肺の仕様
中空糸の直径[µm]200

して多く用いられている．しかし，生体に様々な影響

中空糸の長さ[mm]50を及ぼすが，その多くの原因が未解明である．その一中空糸束の直径[mm]16

膜型人工肺を用いた体外循環は開心術の補助循環とつに全身性炎症反応症候群(SIRS:Systemic Inflammat-

中空糸の充填率[%]

ory Response Syndrome)がある．これは術時の外傷や感30

中空糸有効膜面積[m2]0.0613染症などにより血液中にサイトカインが産出され，血血液充填量 [mL]7

液凝固や酸素代謝がうまくいかなくなり，多臓器不全の原因となる．この原因を解消するため，小動物モデ
ルの体外循環による実験により，血球分析や化学マー

ガスキャップ

中空糸束カー，炎症マーカーの計測などの生体反応を評価する
チューブ研究が行われている (1)．
 2．目的 小動物実験に使用される動物はマウスやラットなど
であり，これらの小動物は体重を 400～500g とすると血液量は 30～40mL と非常に少ないため，血液充填量(a) 製作した人工肺の少ない内部灌流型の人工肺が使用される．しかし，ヒトを対象とした体外循環では内部灌流型ではなく外

血液流出口
血液

部灌流型が多く使用されている．そこで本研究では，小動物用の低充填量を実現する外部灌流型人工肺の開発を行うことを目的とした．

血液流入口

O2

ガス流入口

 今回，円筒形の外部灌流型人工肺を新規に製作し，ガス交換性能と圧力損失について評価，検討を行ったので報告する．
ガス流出口

 3．実験方法
 3．1 外部灌流型人工肺の概要(b) 外観図製作した外部灌流型人工肺は先行研究の結果から円筒形の人工肺とした．人工肺に使用した中空糸は多孔質膜のポリプロピレンでハウジングはポリカーボネー

ガスキャップ

血液

中空糸束
ガスキャップトとした．製作した人工肺の仕様を表 1 に示した．また実際に製作した人工肺を図 1(a)に，その人工肺の全O2体像の外観図を図 1(b)に，その断面図を図 1(c)示した．
 3．2 in vitro 評価実験

チューブ

 人工肺の試作数を 3 として牛血液を用いた in vitro
評価を行った．血液は表 2 に示した AAMI による標準静脈血液条件に調節した (2),(3) ．

チューブ
ポッティング層(c) 断面図
図 1 外部灌流型人工肺の概要― 186 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）実 験 は ロ ー ラ ー ポ ン プ で 血 液 流 量 を 30 ， 50 ， 70
[mL/min]として人工肺に送血した．酸素流量 V と血液流量 Q の比(V/Q 比)を 1 として実験を行った．人工肺を通過した血液は廃液とする一回通過法とした．

 4．実験結果
 4．1 ガス交換性能測定

ガス交換性能は各血液流量において血液を 1.0[mL]

 各人工肺(n=3)の酸素移動量の測定結果のグラフをシリンジで人工肺流入側，および流出側よりサンプリ

図 4 に，二酸化炭素の測定結果のグラフを図 5 に示し

ングし，血液ガス分析装置（SIEMENS : RapidLab348）

た．それぞれの図中の破線は基準である AAMI 基準をを用いて測定を行った．

示した (1),(2)．

圧力損失は，ガス交換能の測定と同様にして人工肺

図 4，図 5 よりすべての測定した値において血液流の流入側および流出側で圧力を測定し，その差を圧力量増加にとともに酸素移動量，二酸化炭素移動量の増損失とした．

加が確認された．

今回は外部灌流型人工肺の設置方向について比較検12

入，右上から流出し，酸素ガスを中空糸内部に右から左に流れるように設置する横型と，図 3 のようにその横型を垂直方向に 90 度回転させ血液を人工肺の右下から流入，右上から流出し，酸素ガスを中空糸内部に
上から下に流れるように設置する縦型の 2 つの設置方法で実験を行った．

酸素移動量 [mL/min]

討を行った．図 2 のように血液を人工肺の左上から流45±5

PO2 [mmHg]

35±5

BE [meq/L]0±5

Hb [g/dL]

12±2

Hct 値 [%]

43±5

温度 [℃]

37±2

6
4
2
10

30

50

70

90

70

90

血液流量 [mL/min]

図 4 酸素移動量:サンプリング箇所:血液の流れ:圧力測定箇所: O２の流れ

3.5
3
2.5
2
1.5
1
0.5
0
-0.5

縦型(n=3)横型(n=3)
AAMI基準二酸化炭素移動量 [mL/min]

PCO2 [mmHg]80

表 2 標準静脈血液
pH [-]
7.2±0.1

縦型(n=3)横型(n=3)
AAMI基準10

ローラーポンプ

103050
血液流量 [mL/min]

図 5 二酸化炭素移動量

標準静脈血

人工肺

 4．2 圧力損失測定
廃液

各人工肺(n=3)の圧力損失のグラフを図 6 に示した．

図 2 外部灌流型人工肺(横型)の実験回路図

図 6 より血液流量増加とともに圧力損失も増加する
ことが確認された．

圧力損失[mmHg]

20

縦型(n=3)15

横型(n=3)

10
5
0
-5

10

30

50
血液流量[ml/min]

図 3 外部灌流型人工肺(縦型)の実験回路図

図 6 圧力損失― 187 ―

7090

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 5．考察 5．1 ガス交換性能測定
 酸素移動量は横型に比べて縦型はすべての測定した値で高い結果が確認できた．これは人工肺のハウジン
グ内部での血液の流れが酸素移動量に影響していると考えられる．
二酸化炭素移動量はすべての測定した値が AAMI 基
準値を下回った．
このことから人工肺の血液流入口と流出口の位置や使用方法によって同じ人工肺でもガス交換性能が変化することが考えられる．
 5．2 圧力損失測定
 横型に比べて縦型がすべての血液流量で高い値を示している．人工肺の設置方向が圧力損失に影響を与えることが考えられる．
 6．結論小動物用の外部灌流型人工肺を製作し，in vitro 評価実験を行い，ガス交換性能と圧力損失を測定した．製
作した人工肺は横型，縦型の二つの使用方法で評価を行い，横型に比べて縦型の方が高い酸素移動量を示すことが確認できた．
参考文献(1) Yutaka Fujii, Mikiyasu Shirai, Shuji Inamori, Akito
Shimouchi, Takashi Sonobe, Hirotsugu Tsuchimochi,
James T. Pearson, Yoshiaki Takewa, Eisuke Tatsumi,and
Yoshiyuki Taenaka: Insufflation of Hydrogen Gas Restrains the Inflammatory Response of Cardiopulmonary Bypass
in a Rat Model, Artificial Organs,37(2),pp.136-141,2012(2) Standard for blood/gas exchange devices(oxygenators):
Association for the advancement of Medical Instrumentation(AAMI).Revision(Draft).1982.
(3) David W Fried, Benjamin N DeBenedetto and Joseph J
Leo: Rethinking the AAMI/ISO‘International Standard’for
oxygentransfer

performanceof

artificial

lungs

Perfusion,9,pp.335-342,1994― 188 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）小型遠心ポンプを用いた可搬型血液濾過システムに関する研究
A study of a portable hemofiltration system with a small centrifugal pump
○湯浅 若菜 1，大西 直人 1，古賀 聡 1，山根 隆志 1，丸山 修 2，山本 健一郎 3，松田 兼一 4
（1：神戸大学工学研究科，2：産業技術総合研究所，3：川崎医療福祉大学，4：山梨大学医学部救急集
中治療医学講座，）
Wakana YUASA，Naoto OHNISHI，Satoshi KOGA，Takashi YAMANE（School of Engineering, Kobe University），
Osamu MARUYAMA（AIST），Ken-ichiro YAMAMOTO（Kawasaki University of Medical Welfare），Kenichi
MATSUDA（School of Medicine, University of Yamanashi）

1.

背景・目的
わが国の透析患者は，2014 年末に約 32 万人を超え，毎年増加傾向にある．現在透析にはローラーポンプ
が使用されており，バスキュラーアクセス（シャント）の進歩により十分な血液流量が確保され安全に行われている．しかしシャントを作製されていない
緊急の患者は，血液流量が不十分になりローラーポ
ンプによる不具合現象を起こすこともある．そこで，本研究で試作したの血液濾過用小型遠心ポンプを用いることにより，不具合現象防止・膜ファウリング
の安定化等の利点が生じると考えられる．またシャントが不要になり末梢静脈からのバスキュラーアク
セスが可能になる．さらに本装置は大量の透析液を必要としないため，災害時に透析施設が機能不全に陥っても，簡易血液浄化装置としても濾過機能に限定し使用できる可能性がある．
本装置は血液ポンプとして試作した遠心ポンプ，
濾液ポンプとしてフィンガーポンプを使用することを想定としている．そこで，本実験では，血液ポン
プと濾液ポンプの組み合わせによる濾過特性を比較することを目的とする．
2.

実験装置・方法
濾過特性を比較するため，図 1 のように回路を組んだ．使用したポンプは表 1 の通りで，血液ポンプと濾液ポンプの組み合わせ，計 4 通りの試験を実施
した．使用した血液の状態は表 2 の通りである．すべての回路で市販のヘモフィルタ（NIPRO，UT-300，
膜面積 0.3 m2）を使用し，濾液と返血の混合とリザーバー内の血液を撹拌するために撹拌用ポンプ（泉工医科工業，MERA）を 2000 rpm で駆動した．血液流量は 50 mL/min に固定し，濾液流量を図 2 のように変動させ各部の圧力変化を測定した．
試作遠心ポンプ DP7 について性能曲線を取得し，使用条件である圧力 70 mmHg，血液流量 50 mL/minを満たす 2500 rpm で駆動させた．

Fig. 1 Test circuit shema
Table. 1 Used pumps

Blood
pump
Filtaratio
pump― 189 ―

Type of pump
Centrifugal pump
（DP7）
Roller pump
（NIPRO，MP-301）
Roller pump
（EYELA，MP-3）
Finger pump
（NIPRO，FP-N11）

Type of flow
SteadyPulsatile
Pulsatile
Rectilinear

Table. 2 Blood data
Type
Hematocrit
ACTAnti-septic
Anti-coagulant
Blood volume
Flow rate

Blood

Bovine blood
30 %Over 1000 s
Kanamycin
Trisodium citrate
700 mL
50 mL/minLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2 Filtrate flow schedules
3.

実験結果・考察
フィルタの目詰まりの評価指数として，以下で定義される膜間圧力差 TMP を用いて評価した．
𝑃𝑃𝑃 𝑃 𝑃𝑃𝑃
𝑇𝑇𝑇𝑇𝑇𝑇 𝑇− 𝑃𝑃𝑃
2
ここで，P1 はヘモフィルタ入口圧力，P2 はヘモフ
ィルタ出口圧力，P3 は濾過圧力である．
図 3～5 に実験結果を示す．図 3 は濾液流量 14mL/min での平均 TMP，図 4 は濾液流量 14 mL/min
での TMP 上昇率，
図 5 は濾液流量 2 mL/min での TMP
上昇率である．なお，図中の横軸は血液ポンプの種
類と濾液ポンプの組み合わせを示している．

Fig. 5 TMP up of rate
（Filratete flow rate: 2 mL/min）
図 3 より，TMP は濾液ポンプによって変化すると言える．これは，濾液ポンプの流れの種類が異なることで，濾過圧力の差が生じたためと考えられる．
これにより，濾過用ポンプとして，ローラーポンプ
よりもフィンガーポンプを用いる方が，フィルター
負荷が小さいと言える．
図 4 より，遠心ポンプとローラーポンプの組み合
わせでは TMP は大きく上昇するが，それ以外では，
ほぼ上昇しないこと，つまり，フィルター目詰まりが同程度で進行すると言える．
図 5 より，濾液流量 2 mL/min での TMP 上昇率はどの組み合わせでも同程度であった．つまり，フィルタ側面への目詰まり（不可逆ファウリング）の発生は同程度で進行すると言える．
4.

Fig. 3 TMP average結論
血液濾過において濾液ポンプが膜負荷を大きく左右することが分かった．従来用いられてきた血液ポ
ンプ・濾液ポンプともにローラーポンプの組み合わ
せよりも，新規提案する血液ポンプとして遠心ポン
プ，濾液ポンプとしてフィンガーポンプを用いる方が，膜負荷が小さいことがわかった．また，不可逆
ファウリングの発生は同程度である．装置の可搬性を加味すれば，遠心ポンプとフィンガーポンプを用いたシステムが，優れていると言えよう．

謝辞
本研究の一部は，ニプロ株式会社との共同研究にて行われた．

Fig. 4 TMP up of rate

参考文献
（1）政金生人・中井滋ほか，わが国の慢性透析療法の現況，日本透析医学会雑誌 Vol.49 No.1，2016（2）松田兼一・平澤博之・平山陽，第 17 章血液浄化法，改訂新版説 ICU-循環管理編，真興交易医書出版部，p.286-321，2002― 190 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）体外循環磁気浮上血液ポンプにおける浮上回転インペラ不釣り合いの径方向変位への影響
Influence of imbalance impeller in extracorporeal magnetic levitation blood pump
○ 大野康平（茨城大）

増澤徹（茨城大）西村隆（東京都健康長寿センタ）

長真啓（茨城大）佐藤遼太（茨城大）

許俊鋭（東京都健康長寿センタ，東京大学）

Kouhei Ohno, Toru Masuzawa, Masahiro Osa, Ryota Sato, Ibaraki University
Takashi Nishimura, Tokyo Metropolitan Geriatric Hospital
Syunei Kyo, Tokyo Metropolitan Geriatric Hospital, The University of Tokyo
Abstract: A magnetically levitated blood pump has been developed to recover cardiac function of acute heart failure patients.
A rotating speed of the levitated impeller of the blood pump is changed in synchronization with heart beat to increase corona ry
flow of a natural heart or regulate its load. The levitated impeller is restricted by the passive stability of the magnetic systemin the radial direction and the impeller can move around the center of the pump due to the imbalance of the mass of thelevitated impeller. Radial displacement of the normal impeller and the umbalanced impeller were measured with a rotating
speed range from 600 to 3000 rpm in the air. The levitation control of the umbalanced impeller was failed at a rotating speedof 2600 rpm. The reason why the umbalancd impeller should be investigate because the centrifugal force caused by theattached mass is smaller than the radial restoring force of the nomal impeller.
Key Words: Maglev blood pump, Ventricular assist device, Acute cardiac failure, Magnetically suspended motor
1. 緒言
現在，重篤な心不全患者に対しては心臓移植までの橋渡しあるいは永久的な使用を目的として補助人工心臓が用いられている．最近では補助人工心臓装着中に心機能が回復する事例が報告され，補助人工心臓を自己心機能の回復のために使用することが注目されている (1)．更に，ポンプの補助流量を心拍に同期して変更させることで，効果的な心臓治療が期待できる．本研究では，急性心不全患者の心臓治療を目的とした体外循環磁気浮上型血液ポンプの開発を行っている．本血液ポンプは低溶血，抗血栓性を実現するために磁気浮上モータを採用している．
本ポンプはシステムの簡略化のため浮上インペラの径方向位置に関しては能動制御を行わず，永久磁石の受動安定性により支持している．そのため，ポンプ運転中にインペラが径方向へ変位する可能性がある．この原因の一つとして，浮上回転インペラの質量の不釣り合いが挙げられる．
本稿では，人為的に質量中心をずらし径方向変位を測定することで，質量中心不釣り合いの径方向変位への影響を見積もったのでこれを報告する．
2. 方法
2.1 体外循環磁気浮上血液ポンプの概要
Fig. 1 に体外循環磁気浮上血液ポンプを示す．本血液ポ
ンプは，6 枚の羽根を持つ浮上インペラ，磁気軸受，モータ，ポンプケーシングから構成される。インペラの上下両表面に永久磁石とヨークを設置し，磁気軸受とモータによってインペラを軸方向に挟み込む構造のアキシャル型磁気浮上モータとした．インペラの上下両表面にかかる磁気軸
受とモータの軸方向磁気吸引力を釣り合わせることで，インペラを磁気支持して浮上させる．インペラの軸方向位置
及び径方向二軸まわり傾きの三軸制御を行っている．
Fig. 2 に磁気浮上モータの浮上・回転制御システムの概要を示す．本システムは磁気浮上モータ，渦電流変位セン
サ，ホール IC，PID コントローラ，パワーアンプから構成
される．浮上インペラの軸方向位置及び径方向 2 軸周り傾
きは渦電流変位センサで検出し，回転速度はホール IC で検出する．各センサ出力から PID コントローラで制御電流を計算し，パワーアンプで各コイルに入力される．

Fig. 1

Fig. 2Magnetically levitated blood pump

Magnetically levitation control system

2.2 質量中心をずらした浮上インペラ
Fig. 3 に本血液ポンプの断面図を示す．浮上インペラの質量中心をずらすために質量 0.37 g のアルミ片を使用した．浮上インペラとポンプケーシングの径方向への間隙が1mm と狭いため，質量はインペラの中心から 7.16 mm の位置に設置した．

― 191 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）たアルミ片の影響は非常に小さい．しかし，偏心質量が 0.37
g 以上では浮上回転が行えなかったため，偏心質量は確定に磁気浮上の安定性に影響を与えている．今後，質量偏心について詳細に検討を行い，原因を究明していきたい．

Fig. 3The cross section of blood pump

2.3 浮上インペラの動的径方向変位測定
通常の浮上インペラと質量中心をずらした浮上インペラについて径方向変位の測定を行った．浮上インペラの径方
向変位の測定には，Fig. 4 に示すレーザ変位計(KEYENCE
社製, LK-G30A, LK-G3000VA)を使用した．回転数は 600 rpm
から 3000 rpm まで 600 rpm ずつ変化させた．作動流体による流体力の影響を無視するために実験は空気中で行った．

(a) In the air

Fig. 5

Fig. 4(b) In the water
Radial displacement of the nomal impeller

Measurement instrument for radial displacement

3. 結果および考察
空気中で通常の浮上インペラと質量中心をずらした浮上
インペラがそれぞれ 1 回転した時のインペラの径方向浮上
位置の軌跡を Fig. 5 (a), Fig. 6 に示す．
Fig. 5(a)より，通常の浮上インペラは，回転数に関係なく一定の位置で浮上回転していることが確認できる．センサ
ーから一様に 0.2 mm 程度ずれているのは，組み立て誤差等の影響で磁気的な中心がずれているためと思われる．これより，浮上インペラ本体の質量中心はとれていると考えられる．参考に水中で通常の浮上インペラが一回転した時の径方向浮上位置の軌跡をまとめたものを Fig. 5(b)に示す．
水中では各回転数で浮上位置が異なる．水中における浮上
位置の変化はポンプ内流体圧力勾配によるものと考える．
Fig. 6 より，質量中心をずらしたインペラは，600 から
1800 rpm まで一定の位置で浮上し，2400 rpm 付近から浮上が不安定になり，2600 rpm で制御が破綻した．
質量中心をずらしたインペラが比較的高回転数域で不安定になった原因として，質量の静的な不釣り合いによる遠心力が考えられるが，制御が破綻した 2600 rpm における静 的な 不釣 り合 いに よ る 遠心 力は 理論 計算 より ，4.97×
10−3 N となった．先行研究より，浮上インペラの径方向復元力のばね定数が約 4.1 N/mm であるため，今回取り付け

Fig. 6

Radial displacement of the umbalanced impeller

4. 緒言
空気中で通常の浮上インペラと質量中心をずらした浮上イ
ンペラの径方向変位を測定した．測定結果より，質量中心をずらしたインペラは 2400 rpm 付近で不安定になり，2600
rpm で制御が破綻することが分かった．質量の不釣り合いで生じる遠心力は，インペラの径方向復元力と比較すると小さいことが分かった．質量中心をずらしたインペラが安定しなかった原因について，今後詳細を検討する．
参考文献(1) Masahiko Ando, Yoshiaki Tanaka, Takashi Nishimura,
Kenji Yamazaki, Shunei Kyo, Minoru Ono, Tomonori
Tsukiya, Toshihide Mizuno, Yoshiyuki Taenaka, Eisuke
Tatsumi, A novel counterpulsation mode of rotary left
ventricular assist devices can enhance myocardial
perfusion, J Artificial Organs, Published online ,2011― 192 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）補助人工心臓のための 4 軸制御型磁気軸受の開発‐3 次元静磁場解析による軸受形状検討‐
Four axes control magnetic bearing for a ventricular assist device-Three - dimensional static magnetic field analysis for design of the bearing○ 小泉 綾香（茨城大）  増澤 徹（茨城大） 長 真啓（茨城大）
Ayaka KOIZUMI, Toru Masuzawa, Masahiro OSA, Ibaraki University
Abstract: We have been developing a magnetic levitation ventricular assist device. The device consists of a magnetic
bearing, a motor, and a levitated rotor. We propose new homopolar magnetic bearings which control radial position andtilting around radial axes of the outer rotor for miniaturization of the device. In this paper, three Types of the magnetic
bearings are proposed. They differ from each other in magnet arrangement or magnetization direction. Their magnetic
suspension characteristics such as the radial force, tilting torque, and axial passive force, were estimated by three dimensional static magnetic field analysis. The most suitable bearing is the one whose magnets are set on the outer rotor. It
has the radial force coefficient of 3.4[N/A] ,the tilting of 46[N/mm], and the axial restoring force of 2[N] at displacementof 1[mm].
Key Words: Magnetic bearing,
1. 緒言
補助人工心臓は重度の心不全患者に対して心臓移植までの橋渡しあるいは，半永久的な心機能の補助を目的として使用される．患者の行動自由度を高め，生活の質を向上させるため，長期間の体内埋込みに適した小型な補助人工心臓の開発が望まれる．我々はこれまで磁気軸受およびモー
タ，浮上ロータで構成される磁気浮上型人工心臓の開発を行ってきた．デバイス全体の小型化と制御システムの簡略化を図るため，本研究では磁気軸受の構造に焦点を当て，人工心臓に適用可能な新たな磁気軸受を提案する．
 今回，円筒ロータの径方向位置及び径方向軸周りの傾きの 4 軸を制御する小型ホモポーラ型磁気軸受を 3 種類提案
した．有限要素法を用いた 3 次元静磁場解析により，磁気支持性能を比較し，最適な軸受構造を検討した．

を変えることで，突極と永久磁石間の磁束を増減させ，ロータに働く吸引力を制御する．
 ステータおよびロータヨーク部の材質は，電磁軟鉄
SUY-1 とし，永久磁石の材質はネオジウム磁石 N48H とし
た．

2. 方法
2.1 検討モデル
提案する磁気軸受は軸受ステータの外部に円筒状のロータを配置するアウターロータ型とする．最終的には血液ポンプに組み込むため，ポンプケーシングの厚みを考慮し，ロータと磁気軸受ステータの間隙は 1.5[mm]とした．ロー
タの外径および内径をそれぞれ 36[mm]，31[mm]とした．
また，ステータ外径を 28[mm]とした．これらの寸法は固定
し，永久磁石の形状と着磁方向の異なる 3 種類の軸受を検討した．
各磁気軸受モデルの断面図および寸法を Fig.1 に示す．
Type A は，径方向に着磁したリング状のバイアス磁束用永久磁石をロータ内面の上部と下部に配置したモデルである．
上部磁石と下部磁石の着磁方向は逆向きとなっており，ホモポーラ型の磁路を形成する．Type B は，Type A の構造を元にステータ中心部に補助ヨークを設置し，磁路を分岐させたモデルである．上下磁石の着磁方向を同一にすること
で，補助ヨーク部を磁束が通るようにした．Type C は Type
A と同様の磁気回路を構成するが，磁石を軸方向に磁化した円柱形状とし，ステータ中心軸部に配置する．
各モデルとも 8 つのコイルを有し，1 突極当たりのコイ
ル巻数は 60 巻である．各コイルの励磁電流の大きさや向き― 193 ―(a) Type AA(b) Type B
B(c) Type C

Fig.1 The structure of the
C 4 axes control magnetic bearings

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.2 次元静磁場解析
 有限要素法を用いた 3 次元静磁場解析により，各モデルの径方向磁気支持力および傾き制御トルク，軸方向支持力を求め，結果を比較した．
まず，ロータが中心位置にある状態で，制御方向に位置する 4 つのコイルに対し励磁電流を流し，ロータに働く径方向力を求めた．励磁電流は 0，1，2[A]とした．また，ロータを径方向に変位させ，変位方向とは逆方向に制御力を発生させた．変位量は 0，0.1，0.3，0.5[mm]とし，コイルへの励磁電流は 2[A]とした．傾き制御トルクは，ロータが中心位置にある状態で，4 つのコイルを励磁しトルクを発生させる．各コイルへの励磁電流は 2[A]とした．さらに，
コ イ ル は 励 磁 せ ず に ， ロ ー タ を 軸 方 向 に 0~5[mm] ま で0.5[mm]刻みで変位させ，その際に発生する軸方向支持力を求め，ロータ軸方向の受動安定性を評価した．
Fig.2 Relationship between current and radial force
3. 結果
Fig.2 に径方向支持力の結果を示す．1[A]当たりの径方向制御力は，Type A で 3.4[N/A]，Type B で 2.2[N/A]，Type C
で 3.0[N/A]であり，Type A が最も高い制御力を示した．Fig.3にロータ変位時の径方向制御力を示す．変位量約 0.08[mm]において Type A と Type C のグラフが交差する．変位量が約 0~0.08[mm]の範囲においては Type A が，0.08[mm]以上の範囲では Type C が最も高い制御力を示している．径方向
力 0[N]における径方向位置の値は，ロータの制御位置範囲を示す．Type A が 0.35[mm]，Type B が 0.3[mm]と同程度の値であるのに対し，Type C は 0.5[mm]以上と制御位置範囲が広い．Table1 に傾き制御トルクの結果を示す．Type A とType C は同程度の傾きトルク値であるが，それらに比較しType B は 28%も低い値を示した．Fig.4 に軸方向支持力の結果を示す．軸方向支持力は，Type A が最も高く，1[mm]変位時に 2[N]の支持力を持つ． Type C は 1[mm]変位時に
約 1[N]と，Type A の半分程度の支持力となった．Type B は
変位 2[mm]までの間に支持方向とは反対方向に力が発生し，不安定な軸方向支持特性を示した．
4. 考察
3 つのモデルの中で，Type A は最も高い磁気支持性能を示した．径方向位置制御範囲は 0.35[mm]と狭いが，実機に搭載するにあたり問題のない値である．
Type B は全ての性能が低く，特に，軸方向の位置変動に対する不安定な特性は，人工心臓システム全体に悪影響を与える可能性があることから，実機への搭載は現実的でない．
Type C は，径方向支持力と傾き制御能が Type A と同程度であり，径方向制御位置範囲も広いが，軸方向支持力がType A に比較し弱い．実装には，永久磁石の起磁力を増加させ軸方向支持性能を向上させる必要がある．しかし，永久磁石の起磁力増加には磁石形状を拡大する必要があり，軸受の小型化は難しい．以上の検討より，Type A が最も適した軸受構造と結論する．
5. 結言
補助人工心臓に適用するホモポーラ型の  軸制御磁気軸
受を 3 種類提案した．それぞれの軸受は磁石の形状や磁化方向が異なる．3 次元静磁場解析を行い，各軸受におけるロータの磁気支持性能を評価した．その結果，磁化方向が異なる  個のリング状永久磁石をロータに配置し，磁気回路を形成する軸受構造が最適な性能を有すると分かった．

― 194 ―

Fig.3 Radial resultant force at current 2A

Table 1 Tilting torqueTilting torque [mNm]
Type A
46
Type B
33
Type C43

Fig.4 Axial passive stability

第 33 回ライフサポート学会
2017/9/15-17

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）動圧軸受を用いた軸流補助人工心臓に関する研究
赤尾 栄塁*1，太田 雅人*1，西村 隆宏*2，牧田 理紗子*2，芳田 直征*1
柏崎 寿宣*3，幸田 陽次朗*4，田中 裕史*4，山根 隆志*1

１. 研究背景(h  h )( L  d ) x
p( x) 6U 1 2 3(0  x  d )補助人工心臓は，回転型になり小型化し，かつ非( L  d )h1  dh23
接触軸受になって耐久性が向上した．また，チタン( h  h ) d ( L  x)
p( x) 6U 1 2 3( d  x  L)などの生体適合性の良い材料で製作することで植( L  d )h1  dh23
え込みが可能になった．そうした進歩により，補助
人工心臓を適用した患者にとって，QOL（Quality Of
ここに h1,h2 は前段隙間，後段隙間、x，L，d は流れ
Life）は飛躍的に向上している．
方向の座標，軸受全長，前段長さを示す．ステップ
ただし，植込み型人工心臓を装着できる要件は日
段差は 30 m，隙間 h2= 500 m とした．
本臨床補助人工心臓研究会にて実施基準案が策定
以下に，試作した軸流ポンプ KHAP1 及び先行研されており，誰もが使用できるわけではなく，心臓究で用いた KAP2 の概要図を示す。
（Fig.1～４）
移植に相当するか医師の判断を待つ必要がある．急性心不全などの患者には，植込み型補助人工心臓を適用するまでのつなぎ(Bridge-to-Decision)として，体外設置型の装置が使用されており，その需要は植込み型人工心臓の普及と共に高まってきている．しかし現在我が国で承認されている人工心臓は空気拍動型で 300 万円，チタン製で 1800 万円などと高価なものしかなく， 経済的な人工心臓の実現が求められている．
そこで，低流量の循環補助が可能で，経済的かつ小型な補助人工心臓を目指し，研究開発している．
Fig.1

２. 研究目的

Assembly of KHAP1

2.1 目的当研究室では，循環補助として使用することのできる経済的なポンプを目指し，ポリカーボネートな
どの低コストの材料を使用した．さらに患者の QOLの向上を目指し，小型携帯型なポンプを製作した．
本研究では，先行研究の筒型羽根形状の軸流ポン
プ KAP2 のインペラに動圧軸受の組み込みを行った軸流ポンプ KHAP1 が回転するか，また問題なく回転するのであれば流体力学性能と血液特性を先行研究で用いられた KAP2 と比較し、最終的に臨床仕様を満たすことができるのかを検討した．

2.2

動圧軸受解析

Reynolds の１次元潤滑理論によれば，ステップ動
圧軸受の圧力分布は次式で計算される．
Fig.2*1 神戸大学大学院，工学研究科， *2 神戸大学，工学部*3 八十島プロシード株式会社， *4 神戸大学大学院，医学研究科― 195 ―

Impeller and stators of KHAP1

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

Fig.3

Fig.4

Assembly of KAP2

Fig.5

Pressure Flow Curve of KHAP1

Fig.6

Pressure Flow Curves of KAP2

Impeller and stators of KAP2

３.実験方法
試作したポンプ KHAP1 の流体力学性能を測り，補助人工心臓の要求仕様を満たす回転数を決定す
る．
次に，血球破壊特性(溶血)を計測するために，実際に動物血を用いた回路にポンプを組み込み，駆動させる．定期的に回路から採血を行い，そのサンプ
ルから溶血量を測定する．ここで，血液の個体差による影響をなくすため，すでに製品として使用されている MERA 遠心ポンプの溶血量と相対評価する．
溶血量の評価は，ASTM の規格により定義された
溶血指数 NIH(g/100L)を新たに(g/20min)と定義して行った．以下に NIH の計算式を示す．
𝑁𝑁𝑁𝑁𝑁𝑁[𝑔𝑔/20𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚] = 𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥𝛥 × 𝑉𝑉 ×
ΔfreeHb[g/L]

4.1

V[L]

Ht[%]

100 − 𝐻𝐻𝐻𝐻 20
×
100
𝑇𝑇

T[min]

４.実験結果及び考察
流体力学性能について

動圧軸受の組み込みを行った軸流ポンプ KHAP1
は問題なく回転し，音も静かであった．
流体力学性能としては KAP2 と比べ低流量で高い圧力を出すことができた．しかし消費電力を考慮に入れると効率としては流量 3 L/min 以上で低下傾向にあるので軸受の形状を考える必要がある．また
補助人工心臓の仕様(2 L/min,13.3 kPa)を満たす回転数は 9500 rpm であることがわかった．
以下に，KHAP1 及び KAP2 の揚程曲線を Fig.5，
Fig.6 として示す．

― 196 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4.2

溶血試験について

６.参考文献補助人工心臓の要求仕様を満たす回転数 9500
rpm での溶血試験結果を Fig.7 で示す．臨床許容限度を MERA 遠心ポンプ(5.0 L/min,200 mmHg)の 2 倍と想定すると，KHAP1 の溶血指数 NIH は、臨床許容限度の約 1.8 倍であり、課題の残る結果となった．

Fig.7

(1)
山根隆志, 人工心臓開発の歴史と動向，
ターボ機械協会, 日本工業出版, Vol.43, No.7,
p.389-393, 2015.7.
(2)
黒田祐輔, 足立秀昭，小森優衣，赤尾栄
塁，道脇 昭，山根隆志， 携帯型軸流ポンプの血球破壊特性に関する研究.
(3)
足立秀昭，黒田祐輔，小森優衣，赤尾栄
塁，道脇 昭，山根隆志：小児用携帯型軸流血液ポンプの開発，日本定常流ポンプ研究会学術集会，2015.11(4)
赤尾栄塁，携帯型軸流補助人工心臓に関する研究，日本機械学会 2016 年度年次大会 2016.9(5)
ターボ機械協会, ターボポンプ, 日本工業出版, 2011.

NIH of Experimental Data (KHAP1)

先行研究で溶血と回転数には関係性があることがわかっているので，KHAP1 における溶血の回転数依存性を調べることとする．
回転数別での溶血試験結果を Fig.8 に示す．Fig.8
より，KHAP1 における溶血は，回転数の約 2 乗に比例していることがわかった．また，臨床許容限度
内の回転数は 8500 rpm 以下であることがわかった．

Fig.8

NIH of Experimental Data (KHAP1)

５.結言
本研究では，先行研究をもとに設計を行った軸流ポンプ KHAP1 の流体力学性能と血液特性を検討した．
流体力学性能としては低流量で高い圧力を出すことができた．駆動音はほとんどなかった．
溶血については，要求仕様を満たす回転数では，依然として課題が残るが，回転数 8500rpm 以下なら臨床許容限度内であることがわかった．
今後は，溶血量を低減し，臨床許容限度回転数を高めることを目指し，ポンプ設計を改良していくこととする．

― 197 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）補助人工心臓用性能評価試験装置の開発
関拓哉 1，住倉博仁 1，大沼健太郎 2，築谷朋典 3，巽英介 3，
片野一夫 1，小嶋孝一 4, 向林宏 4，本間章彦 1
1)東京電機大学理工学部, 2)桐蔭横浜大学医用工学部，3)国立循環器病研究センター研究所, 4)株式会社イワキ

Development of a performance test system for ventricular assist devices
Takuya Seki 1, Hirohito Sumikura 1, Kentaro Ohnuma 2, Tomonori Tsukiya 3, Eisuke Tatsumi 3,
Kazuo Katano 1, Koichi Kojima 4, Hiroshi Mukaibayashi 4, Akihiko Homma 1
1) School of Science and Engineering, Tokyo Denki University
2) Faculty of Biomedical Engineering, Toin University of Yokohama
3) National Cerebral and Cardiovascular Center Research Institute4) Iwaki Co., Ltd.
キーワード：

補助人工心臓，心疾患，補助人工心臓用評価試験装置

1．背景
重症末期心不全患者に対し，心臓移植や補助人工心臓による治療が行われている．補助人工心臓を患者に安全に適用するためには，事前に十分な耐久試験や性能評価試験が必要不可欠である．最終的な性能評価として動物実験が行われているが，近年，動物愛護や再現性のある性能評価手法という観点から，動物実験の代替または動物実験回数の減少を目的とした性能試験装置の開発が必要とされている．筆者らは補助人工心臓の耐久試験を目的とした補助人工心臓用耐久試験装置（ラボハート NCVC LHD） [1]の開発を行ってきた．
しかしながら動物実験の代替を考えた場合，生体圧波形などをより忠実に模擬することが可能な模擬循環回

図 1 性能評価試験装置
3.2 弁 今回，検討に用いた 4 種類の弁を図 1~3 に示す．

路の開発が必要であると考えられる．
2．目的
 本研究では，動物実験の代替となる補助人工心臓用
性能評価試験装置の開発を目的とする．今回，生体圧波形をより忠実に模擬することができ，工業的にも製作が容易な弁に関する検討を行ったので報告する．
図 1 ダックビルバルブ（硬度 70，90）

3．実験
3.1 装置概要
性能評価試験装置の概略を図 1 に示す．装置は左心系を模擬しており，左心室を模擬した拍動流発生ポン
プ，僧帽弁および大動脈弁を模擬した流入出弁，大動脈のコンプライアンスを模擬した後負荷チャンバ，末梢血管抵抗を模擬した比例電磁弁，全身静脈のコンプライアンスを模擬した閉鎖型チャンバ，左心房のコン

図 2 試作弁 A

プライアンスを模擬した前負荷チャンバから構成される．左心室の拍動数，一回拍出量，収縮力は，拍動流発生ポンプのストローク回数，ストローク長，上部に付いている小型閉鎖型チャンバの空気量により調整が可能となっている．また，大動脈圧および左心房圧は，電磁弁の開口度，チャンバ液面の高さにより調整が可能となっている．

図 3 試作弁 B― 198 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）弁には，先端にスリットの入った鳥のくちばし形状

70をしたゴム製のダックビルバルブ 2 種類（硬度 70，

60
圧較差[mmHg]90），薄さ 0.5mm の円形のポリウレタンシートを弁座に一箇所で固定した試作弁 A，同じく薄さ 0.5mm のポリウレタンシートを弁座に留め具を付け一箇所で固定した試作弁 B を使用した．
3.3 方法
4 種類の弁を拍動流発生ポンプの流出側に設置し，拍

50
40
30

ダック70
ダック90
試作弁A
試作弁B

20
10
0

動流発生ポンプ内圧（左心室圧），後負荷チャンバの出口側圧（大動脈圧），および流出弁直後の瞬時流量の計40測を行った．駆動条件は，ポンプ拍動数を6080
拍動数[bpm]100120

図5 圧較差60,80,100[bpm]，%sys を 35[%]，ポンプストローク長を70

70[%]，前負荷を 10[mmHg]，比例電磁弁開口度を 100[%]

ダック70
ダック90
試作弁A
試作弁B

60

に設定した．評価項目として，圧較差および逆流率を逆流率[%]

算出し，4 種類の弁において比較検討を行った．圧較差
および逆流率は次のように定義し算出した．
圧較差についてはまず図 1 の回路の特性上，圧力センサのポートの位置が離れているため時間軸が同期していない．そのため拍動流発生ポンプ内圧波形（左心

50
40
30
20
10

室圧波形）と後負荷チャンバの出口側圧波形（大動脈0圧波形）の最大値を同期させる．拍動流発生ポンプ内
圧波形（左心室圧波形）から後負荷チャンバの出口側

40

圧波形（大動脈圧波形）を減算したものを減算波形と60

80
拍動数[bpm]100120

図6 逆流率した．また，減算波形を絶対値に変換した波形を絶対値波形とした．減算波形と絶対値波形を加算し 2 で除算したものを圧較差波形とし，算出した 1 分間の圧較
差波形の平均値を圧較差とした．
 逆流率についてはまず流出弁直後の瞬時流量波形を測定した．瞬時流量波形を絶対値に変換したものを絶対値波形とした．絶対値波形から瞬時流量波形を減算
し 2 で除算した結果を逆流量とした．そして，全体の流量を逆流量で除算し算出された結果を逆流率とした．

口面積が影響しているものと考えられた．
逆流率に関しては，高拍動数において試作弁 A を除
く 3 種類の弁の逆流率が大きかった．ダックビルに関しては，開口部がスリット形状であり，また素材がゴムであるため，閉鎖時にかかる圧力により，変形して隙間が生じ，完全に閉鎖ができなかったためと考えられる．試作弁 B は構造上，局所的に膜が内側に巻き込
まれ逆流が生じているのが目視でも確認された．逆流率に関しては試作弁 A の構造が最も優れていることが

4．結果

分かった．
 圧較差においては，高拍動数においても速い開閉速

 圧較差および逆流率の結果を図 5，図 6 に示す．
圧較差については，高拍動数における増加が全ての弁において見られた．今回検討した弁において，試作
弁 A ではすべての拍動数において大きな圧較差が生じており，試作弁 B において最も圧較差が小さくなった．
ダックビルは 80[bpm]時に最も大きな圧較差が生じ，ダックビルの硬度による大きな差は見られなかった．
 逆流率については試作弁 A を除き，高拍動数において逆流率の増加が見られた．今回検討した弁において，試作弁 B の逆流率が最も大きく 19[%]に達した．一方，
試作弁 A では全ての拍動数において最も小さい逆流率となった．

度，および開口面積を実現できるような構造や材質が求められ，逆流率については，閉鎖時かかる圧力にも変形せずに，しっかりと閉鎖が実現できる構造や材質が求められることが分かった．今後，スリット形状の弁，シート状の弁のそれぞれにおいて，構造や材質に関し，より詳細な検討が必要と考えられる．
 6．結語 今回，4 種類の弁を試作し，圧較差と逆流率において比較検討を行った．圧較差においては試作弁 A が，逆流率においては試作弁 B が最も優れていることが分か
った．
参考文献

5．考察
高拍動数において圧較差が生じた原因として，試作
弁 A，B では弁葉の開閉速度が影響しているものと考えられた．また，ダックビルでは，高拍動数における開[1] 住倉博人，大沼健太郎，本間章彦，他：耐久試験装置(ラボハート NCVC)の開発とその応用例．循環器病研究の進歩(通巻 54 号)，Vol.XXXV No.1(2014.11)p52~59
臓器 18(2)，637-640(1989)― 199 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）探索手法を用いた自律的な補助人工心臓制御―― 駆動電流を入力指標としたアルゴリズムの検討 ――

Autonomous Control for a Ventricular Assist Device Using a Stochastic Search Method: Algorithm
examination for the pump control with only driving current as an input parameter○ 大沼健太郎（桐蔭大）  住倉博仁（東電大）
築谷朋典（国循研）  巽英介（国循研）  本間章彦（東電大）Kentaro OHNUMA, Toin University of Yokohama
Sumikura HIROHITO, Tokyo Denki University Tomonori TSUKIYA, National Cerebral & CV Center
Eisuke TATSUMI, National Cerebral & CV Center Akihiko HOMMA, Tokyo Denki University
Abstract: Mechanical circulatory support using VADs has been an essential therapeutic tool for patients with severe heart
failure. Adaptive control of VADs that automatically adjust the pump output with changes in a patient state is one of theimportant approaches for enhanced therapeutic efficacy. At clinical site, however, the automatic VAD control would be
difficult because of the difficulties in long-term stable measurement of biological information and modeling of the whole
including the VAD and the cardiovascular dynamics. To solve this problem, we have proposed a search algorithm using
stochastic behaviors for an autonomous VAD control. In this study, we sought to investigate whether the control method
was useful for the adaptive VAD control with only driving current as an input parameter in a pulsatile mock circulation
loop. As a result, in response to a low flow state with the inflow sucking, the proposed method showed self-adaptive
behavior for recovering the flow rate without the detailed control rule or the model of the control target.
Key Words: Ventricular Assist Device, Autonomous Control, Stochastic Model.
1. 緒言
補助人工心臓（Ventricular Assist Device; VAD）は，これまでのハードウェアの進歩により，移植を待機する重症心不全患者にとって，すでに必要不可欠な機器となっている．
一方で，恒久的使用による治療や，心機能回復を目指した治療も見据えて，さらなる小型化，耐久性や抗血栓性の改善，治療効果の向上が望まれる．また，流量が維持されているにも関わらず起こる循環制御の異常，合併症などいまだ解決すべき課題を有している．これらに対し，VAD の駆動制御のようなソフト面からの高機能化はハードの改善と同様に重要である．これまで，循環系の数理モデルを用いた流量制御や，連続流 VAD の回転数を変動させることで心機能回復や合併症予防を期する多くの研究が試みられている (1)．しかし，長期に安定した生体情報計測や，自律神経や液性因子にも制御される複雑な循環系のモデル化が困難であるといった問題から，想定外の状態変化で容易に制御が破綻する危険性がある．このため，臨床においては固定レートや一定回転数での駆動がほとんどである．
近年の生理学的研究において，ノイズ（ゆらぎ）を利用した探索的挙動が生物の柔軟な適応能力に重要な役割を果たしていることが示されつつある (2)~(4)．本研究では，自律的な VAD 駆動を実現するべく，確率的な探索手法による人工心臓制御を提案してきた(5)．これまでに，補助流量を入力指標とした連続流ポンプ制御例において，対象のモデルや厳密な行動則を設計することなく予期しない循環状態の変化に対して自己調節的に目標流量を維持する駆動を行い，提案手法の有用性を確認してきた．一方，実使用環境
においてポンプ流量の計測が困難な場合が考えられる．そこで，装置側指標（駆動電流）のみを用いて VAD の駆動に適応性を取り入れることが可能か検討してきた (6)．今回，
単に駆動電流のみを入力指標としたアルゴリズムで駆動した連続流ポンプを VAD に見立てて，左心補助を模した模擬循環回路を構築し，提案手法の有用性を検討する．
2. 方法
2.1 アルゴリズム
本研究では，アトラクタ選択モデル (2)を応用した連続流ポンプの回転数制御アルゴリズムを構築してきた．
dU ( x(t )) (t )----(1)x(t  1)  x(t )  A(t )dx(t )
At   x(t): 回転数制御信号，U(x): 仮の目的関数（目標を達成
する x に谷を持つポテンシャル関数），A: U(x)の谷への引き込み効果を生じる評価関数（システム状態の目標への適合度），η:ノイズとし，状態が不適当になると A の値が低下することで η が支配的となり，ランダムウォークによって適切な状態を探索する．A は，システムの動作を決定づける
重要な要素である．今回，駆動電流のみを用いたアルゴリ
ズムによる VAD の挙動を検証するため，望ましいポンプ
負荷状態を維持する動作を想定した A を試験的に設定した．
At  

exp I pp _ r (  1)  I pp (  1)  I pp ( )  I pp ( )exp I pp _ r ( )  I pp ( )----(2)

Ipp: モータ電流（波高値）, Ipp_r: 目標電流, t: 観測時刻, τ:
制御間隔
対象として用いた遠心ポンプはブラシレス DC モータで駆動される． Ipp は便宜的に 1 相のコイル電流の波高値とした．Ipp_r は想定される使用条件（後負荷 100 mmHg, 全
流量 5 L/min）における Ipp 値とした．(2)式から，A は現在の Ipp が目標に近いほど高く，さらに過去より現在において目標との差が小さくなるほど高値となる．U(x)はガウス型関数とし，谷の中心を規定するパラメータを c とした．真の U(x)の谷では A が高値となると考えて A より高値（または低値）となる頻度に応じて c を更新した．これにより不
正確な U(x)を用いても実効的に適応的挙動が期待される．

― 200 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 1One example of the behaviors for the inflow sucking in mock on a mock circulation loop simulated a left heart bypass support

その他のパラメータは，一巡閉鎖の簡易な模擬循環回路で駆動した際に試行錯誤的に決定した．
2.2 左心補助模擬循環回路による駆動試験
左心補助を模擬した拍動下で構築したアルゴリズムの挙動を確認するため，拍動ポンプを備えた模擬循環回路（Laboheart NCVC LHD-1, IWAKI CO., LTD.）に VAD に見立てて接続した遠心ポンプを汎用のモータドライバで駆動した．連続的に測定した電流値を IO ボードを介してフィードバックし，構築したアルゴリズムにより演算した駆動
信号 x をモータドライバに出力した．このとき，圧力セン
サにてポンプ流入側（LVP），流出側（AOP）の圧力，超音波流量計により補助流量を測定した．また，駆動信号と実回転数，制御パラメータ A, η を同期的に記録した．サンプ
リングは 100 Hz（電流値および回転数測定用パルス原波形
のみ 20 kHz），パラメータ更新周期は 0.5 s とした．
駆動条件は，全流量補助（5 L/min）で後負荷 100 mmHg程度となるように模擬循環回路のコンプライアンスチャン
バ空気量や循環抵抗を設定し，拍動ポンプ拍動数は 70 bpmとした．まず，循環抵抗を増減した際の挙動を観測した．
つぎに，予期しない環境変化（外乱）を想定し，遠心ポン
プ流入側チューブと拍動ポンプ間にラテックス製の薄い円筒を内挿したポートを挿入して吸い付きを生じさせた際の挙動を確認した．目標 Ipp は定常駆動で確実に吸い付きが生じて回復しない値以上とし，段階的に上昇した．
3. 結果
循環抵抗の変化に対して提案手法は，流量変化による目
標 Ipp からの乖離に伴う A の低下により，η が支配的になることよる A の変化により c を更新，これに x が引き込まれることで流量変化を補償する傾向が見られた．その後，循
環抵抗を初期値に戻すとはじめの駆動状態を回復した．
Fig. 1 に，遠心ポンプ流入側に断続的な吸い付きを生じた際の挙動の一例を示した．このとき，流入側の吸い付きによる①流量低下で Ipp が変化することで②A が低下，③η
が支配的となり x のが変動した．これに伴う④A の変動に
より一時的に c が低下し， c に x が引き込まれることにより吸い付きが解除された．その後，探索的に x を変動しながら流量を増して A が高値となる．ふたたび吸い付きが生じた際には断続的にこの挙動を繰り返した．定常駆動で確
実に吸い付きが生じる条件において， 吸い付きの頻度は50%程度まで低減を認めた．

4. 考察
左心補助を模した模擬循環試験においても，循環抵抗の変化に対し，探索的に変動しながら流量変化を補償する方
向に回転数を増減し，循環回路の条件を初期値に設定すると元の駆動状態を回復した．また，吸い付きの発生に際し，探索的に回転数を低下，発生頻度を 50%程度に低減する挙動を示した。拍動下でも吸い付き検知のためのセンサの追加やモデルや経験的行動則を設計することなくこれらの効果が得られたことは VAD 制御への応用に有用と考えられた．これらから，生体側の状態変化に対して探索的変動により駆動の破たんを避け，状態変化が解除されれば適当な駆動状態を回復する挙動が見込まれる．また，様々な VAD
制御と併用して、それらの安全性向上に有用と考えられた．
5. 結言
左心補助を模した模擬循環回路において，駆動電流を指標とした探索的アルゴリズムによる遠心ポンプ駆動試験を行った．その結果，拍動を伴う負荷条件においても吸い付きに対して，負荷側の情報や厳密な行動則によらずにその頻度を低減する動作が得られた．このことから，本手法は単に駆動電流を入力とするだけでも，適応的挙動により
VAD 制御の安全性向上に役立つ可能性が示唆された．
参考文献(1) AlOmari AH, , et al., “Developments in control systems
for rotary left ventricular assist devices for heart failure
patients: a review”, Physiol. Meas. 34 R1–R27, 2013
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attractor selection, PLoS ONE, 1-1, e49, 2006
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for myosin-VI steps”, Nat. Chem. Biol 5(6), pp. 403-405,
2009(4) T. Kuusela, T. Shepherd, J. Hietarinta, “Stochastic modelfor heart-rate fluctuations”, Phys Rev E67, 061904, 2003
(5) Ohnuma K, Sumikura H, et al., “Application of a searchalgorithm using stochastic behaviors to autonomous
control of a ventricular assist device”, Conf Proc IEEEEng Med Biol Soc. 2014, pp. 290-293, 2014(6) 大沼健太郎，住倉博仁，他: 確率的探索手法による駆動電流を用いた自律的な補助人工心臓流量制御の検討，日本機械学会講演論文集, 16(1); 2016: J0240102― 201 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）コモンモード電流を考慮した液体模擬生体浸漬中の空心偏平型経皮電力伝送トランスの正確な効率測定
Measurement of Energy Transmission Efficiency of Air-Core Transcutaneous
Energy Transformer in NaCl Solution by Reducing Common-Mode Current
加我 正†Tadashi KAGA††‡東京理科大学

基礎工学研究科E-mail:

柴 建次‡
Kenji SHIBA‡

電子応用工学専攻 〒125-8585 東京都葛飾区新宿 6-3-1†8116610@ed.tus.ac.jp, ‡shiba@te.node.tus.ac.jp

あらまし 空心偏平型経皮電力伝送システムは体内の補助人工心臓へ，経皮トランスを用いて非接触で電力供給を行う．伝送効率評価は，経皮トランスを生体を模擬した NaCl 水溶液中に漬けた状態で行うが，従来グランドへと漏れ流れてしまうコモンモード（CM）電流が正確な効率測定を妨げていた．本研究では，効率測定中の CM 電流の抑制として CM チョークコイルとフローティング測定のための無停電電源装置を用いた状態で，実測効率と理論
効率とを比較検討した．結果，周波数 500 kHz において最大電力伝送効率は 91.82%，理論効率 93.50%と近い値を得た．
キーワード 空心偏平型経皮トランス，ワイヤレス電力伝送，コモンモード電流，NaCl 水溶液

1 まえがきそこで，本研究ではコモンモード電流を抑制するた

現 在 ， 補 助 人 工 心 臓 (VAD)へ 電 力 を 供 給 す る た め にめにコモンモードフィルタ及び無停電電源装置

体外の電力源から腹部または胸部を有線が貫いている．

（ uninterruptible power supply：UPS）と 呼 ば れ る バ ッ テ

このため，有線が患者の生活の質を低下させ，皮膚貫リを用いグラウンドに対して測定機器をフローティン

通部分において重大な感染症が引き起されてしまう

グ さ せ た ．さ ら に ，1000 kHz 以 上 に お い て サ ン プ リ ン[1]．こ れ ら の 問 題 を 解 決 す る た め に ，空 心 偏 平 型 経 皮

グ レ ー ト が GHz 帯 の オ シ ロ ス コ ー プ や -55 dB 以 上 の

電 力 伝 送 シ ス テ ム（ TETS）が 研 究 さ れ て い る [2]．TETS

同相信号除去比をもつ差動プローブを用い正確な効率は平らな 2 枚の円形コイルで構成されており，1 枚は測 定 を 試 み た ． 生 体 組 織 を 模 擬 し た NaCl 水 溶 液 中 に体外の胸部または腹部に配置し，もう 1 枚を体外のコ

空心型トランスを沈めコモンモード電流と電力伝送効

イルと互いに向かい合うように体内の皮膚に埋め込む．

率を測定し，理論値との比較検討を行ったので報告す

これらのコイルから構成される空心型トランスによりる．

電磁誘導作用を利用して体内へ非接触電力を供給することが可能である．トランス間の伝送損失は人体に熱2 方法として吸収されてしまうため，伝送効率は高効率が望2.1 空 心 偏 平 型 ト ラ ン ス

ま し い ． 既 に TETS の 高 効 率 化 を 目 的 と し た 研 究 は 行

空心型コイルの外観と経皮電力伝送システムをそわ れ て お り ，電 力 伝 送 効 率 96%以 上 と い っ た 結 果 が 報

れ ぞ れ 図 1(a)，(b)に 示 す ．ま た ，空 心 型 コ イ ル の 詳 細

告 さ れ て い る [3]． し か し ， 実 測 値 と TETS の 等 価 回 路

を 表 1 に 示 す ．1 次 ，2 次 コ イ ル の 巻 線 に は 表 皮 効 果 をより計算した理論値との比較検討が行われていない．

考慮して，ポリウレタン被膜銅線から成るリッツ線を

ま た ，1，2 次 コ イ ル の 間 や 測 定 機 器 と グ ラ ン ド と の 間使用した．ここで，コイルどうしの位置ずれは結合率に発生してしまう寄生容量を介して大地へと漏れ流れの 低 下 を 招 き ， 電 力 伝 送 効 率 を 低 下 さ せ て し ま う [5]．

て し ま う コ モ ン モ ー ド 電 流 [4] や オ シ ロ ス コ ー プ の サ

そ こ で 本 稿 で は ，厚 さ 8 mm の ア ク リ ル 板 に 1 次 ，2 次

ンプリングレートのような，測定機器の精度などが考

コイルが同軸平行になるよう固定した．また，体内埋慮されておらず，既に報告されている伝送効率には不込 を 想 定 し 空 心 型 コ イ ル を そ れ ぞ れ 厚 さ 0.5 mm の 綿

確かさが含まれる．

製 の 布 と 厚 さ 0.1 mm の ラ ミ ネ ー ト フ ィ ル ム で 覆 い 防
水 加 工 を 施 し た ．従 っ て ，コ イ ル 間 距 離 は 約 9.2 mm と

― 202 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）な る ． 防 水 加 工 を 施 し た コ イ ル と NaCl 水 溶 液 中 の ト(ii) 2 次 側 で 用 い て い る オ シ ロ ス コ ー プ を グ ラ ン ド か

ラ ン ス を そ れ ぞ れ 図 1(c)， (d)に 示 す ． 2 次 コ イ ル は 皮

ら 浮 か せ る た め に 無 停 電 電 源 装 置 （ APC, smart-膚 の 真 皮 に 埋 め 込 む こ と を 想 定 し ，導 電 率 0.22 S/m のUPS1000） と 呼 ば れ る バ ッ テ リ を 用 い る ．

NaCl 水 溶 液 [6]に 沈 め た 状 態 で 効 率 測 定 を 行 っ た ．導(iii) 測 定 プ ロ ー ブ に は 差 動 プ ロ ー ブ (Agilent, N2791A,

電 率 の 調 整 に は 導 電 率 計（ CUSTOM, CD-6021）を 用 い

CMRR : -40 dB / Pico, TA045, CMRR : -55 dB, 1000
kHz)を 用 い る ．

た．
Secondary coil
(Inside thebody)Primary coil(Outside thebody)

NaCl 水 溶 液 中 に お け る (i), (ii), (iii) を 適 用 し た 測 定Control
circuit
Rectifier

(a)

(b)

ャパシタンスである．補助人工心臓へ小さな入力電圧
で 大 き な 出 力 電 圧 を 得 る た め に C1 と L1, L2 と C2 を それ ぞ れ 直 列 共 振 さ せ た ． (iii)の み を 用 い て い る 従 来 方
法 と (i)， (ii)， (iii)の 全 て を 用 い た 改 善 方 法 と で コ モ ン
モード電流と電力伝送効率を測定し，従来・改善方法

Cloth madeof cottonを比較検討した．

Acrylic case

Laminate
film

Primary side
(Outside the body)

Secondary side
(Inside the body)Air-coretransformer
NaCl solution

Secondary coil
(Inside the body)

(c)
図 1

2 次 イ ン ダ ク タ ン ス ， C1， C2 は そ れ ぞ れ 1 次 ， 2 次 キ

VADBattery
Inverter
circuitPrimary coil(Outside the body)

回 路 図 を 図 3 に 示 す ．こ こ で ，L 1 , L 2 は そ れ ぞ れ 1 次 ，HeartTranscutaneousenergy transfer

RL
(VAD)
Current
Parasitic
capacitor(d)Oscilloscope

Oscilloscope(a) 空 心 型 コ イ ル , (b) 経 皮 電 力 伝 送 シ ス テ ム ,Common-mode current(c) 防 水 加 工 を 施 し た コ イ ル ,(d) NaCl 水 溶 液 中 の
図 2

トランス

経皮電力伝送システムのFig. 1. (a) Views of air-core coils, (b) Block diagram of

コモンモード電流流路

air-core TETS, (c) Transformer covered by PET, and (d)Fig. 2. The path of CM current in TETS.

Transformer immersed in NaCl solution.
Common mode
choke coil (CM Filter)
Daishinmusen
DCF-RF37-BCL

表 1. 空 心 型 コ イ ル の 詳 細Table Ⅰ . Parameters of the air-core coils.
Coil details
Inside diameter [mm]Outside diameter [mm]Number of turns
Litz wire diameter [mm]Number of litz wires
Distance between the coils [mm]Primary
20
90
35
0.03
504

Primary coil

Function Generator
IWATSU,SG-4105

Secondary
20
60
20
0.03
1008
9.2

C2

L2
L1

Current
Transformer
U_RD

Oscilloscope
Agilent,
DSO-X4054A

Primary side

図 3

2.2 コ モ ン モ ー ド 電 流 の 抑 制

Secondary coil
C1

Differential
Probe
Agilent
N2791A
Current Probe
Agilent
1147B

RL

DifferentialProbepico, TA045

NaCl solution(0.22 S/m)

Oscilloscope
Agilent
DSO-X2002A
UPS(Battery)
Secondary side

NaCl 水 溶 液 中 の 測 定 回 路 図

TETS の 電 力 伝 送 効 率 測 定 の 際 ， 予 想 さ れ る コ モ ン

Fig. 3. Measurement circuit applied using instruments

モ ー ド 電 流 の 流 路 を 図 2 に 示 し た ． 図 2 中 の RL は 補(i), (ii), and (iii) in a NaCl solution.

助人工心臓を模擬した負荷抵抗である．コモンモード
電流はトランス間に発生する寄生容量やオシロスコー

2.3 NaCl 溶 液 中 の 電 力 伝 送 効 率 の 理 論 計 算 方 法

プなどの測定機器のグラウンドを介して大地へと漏れ

図 4 に NaCl 水 溶 液 中 の ト ラ ン ス の 等 価 回 路 を 示 す ．

流れてしまうと考えられる．コモンモード電流を抑制

電力伝送効率の理論値は次式で表される．

す る た め に 以 下 (i), (ii), (iii)の 3 つ の 方 法 を 試 み た ．
(i) 1 次 側 の Function generator と ト ラ ン ス と の 間 に コ モ
ン モ ー ド フ ィ ル タ （ Daishinmusen, DCF-RF37-BCL,
Attenuation : -60 dB, 1000 kHz） を 挿 入 す る ．

― 203 ―���� �� � ��(��� � ��� )�(��� � ��� ) � �� �� � �� �� � �(��� � ��� ) � �� �

(1)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）こ こ で ，ω は 角 周 波 数 ，M s は 液 体 中 の 相 互 イ ン ダ ク

kHz に お い て 改 善 し た 方 法 で は 1%以 下 で あ る の に 対

タ ン ス ，R L は 負 荷 抵 抗 の レ ジ ス タ ン ス 成 分 ，r C 1 ，r C 2 はし ，従 来 方 法 で は 6%程 で あ っ た ．従 っ て ，改 善 し た 方

そ れ ぞ れ 1， 2 次 キ ャ パ シ タ ン ス の 損 失 分 ， r L1 ， r L2 は法ではコモンモード電流を十分に抑制することができ

NaCl 水 溶 液 中 の 1，2 次 の コ イ ル に お け る 損 失 で あ る ．

た ．ま た ，NaCl 水 溶 液 中 の 従 来 方 法 に お い て 周 波 数 の

LCR メ ー タ （ HIOKI, IM3536） を 用 い て 抵 抗 や イ ン ダ

増加に伴う，コモンモード電流のは上昇は著しく大きクタのインピーダンスや位相差を測定した．理論効率

い ． こ れ は NaCl 水 溶 液 中 に お い て は コ イ ル 間 に キ ャ

導 出 の 際 ， L 1 , L 2 , r L1 , r L2 は NaCl 水 溶 液 中 の 値 を 用 い

パシタンスが生じやすい環境下であり，コモンモード

た ． NaCl 水 溶 液 中 の 相 互 イ ン ダ ク タ ン ス M s と 結 合 係

電流の新たな流路が形成されたためではないかと考え

数 k s は JIS C5321 [7]よ り 計 算 し た ． C 1 と C 2 は そ れ ぞられる．
6

れ 以 下 の (2)式 よ り 算 出 し た ．
2���� ��=Primary side
(Outside of the body)
ω

C1

rL2
L1

L2

rC2

3
2
1
0

C2
RL

図 5

0

200

400

600

f [kHz]

800

1000

NaCl 水 溶 液 中 に お け る コ モ ン モ ー ド 電 流

Fig. 5. Ratio of CM current in NaCl solution obtained

NaCl solution(rL= winding resistance + loss factor of eddy current)

図 4

Improved method

4Secondary side
(Inside of the body)

rL1

rC1

(2)

2���� ��Ms

Conventional method

51

ICM / I1[%]

�=1

from measurement results.

NaCl 水 溶 液 中 の 経 皮 ト ラ ン ス 等 価 回 路

Fig. 4. Equivalent circuit of transcutaneous transformer

3.2 理 論 計 算 用 NaCl 水 溶 液 中 の 各 素 子 値
図 6 に LCR メ ー タ を 用 い て 測 定 し た 空 気 中 と NaClin NaCl solution.

水 溶 液 中 に お け る ， 自 己 イ ン ダ ク タ ン ス L1, L2 と 相 互

2.4 コ モ ン モ ー ド 電 流 と 電 力 伝 送 効 率 の 実 測 値

イ ン ダ ク タ ン ス M s を 示 す ． ま た 図 7 に 1， 2 次 コ イ ル

コモンモード電流の減衰量評価を行うために高周に お け る 損 失 分 r L1 と r L2 を 示 す ．空 気 中 で は 損 失 分 は

波 電 流 変 成 器 (U_RD, CTL-28-S90)を 用 い て コ モ ン モ ー

巻 線 抵 抗 の み と 考 え ら れ ，NaCl 水 溶 液 中 で は 損 失 分 は

ド 電 流 の 測 定 を 行 っ た ． 高 周 波 電 流 変 成 器 は function
generator と ト ラ ン ス の 間 の 2 本 の 導 線 を ク ラ ン プ す る
ように挿入した（図 3 参照）．電力伝送効率の実測値
は 以 下 の (3)式 よ り 算 出 し た ．

���
��
�=
�� �� �����

巻 線 抵 抗 と 渦 電 流 損 で あ る と 考 え ら れ る ．特 に NaCl 水
溶 液 中 の 1 次 コ イ ル の 損 失 分 r L1 が 大 き く 上 昇 し て い
る の は ，2 次 コ イ ル が 20 回 巻 で あ る の に 対 し 1 次 コ イ
ル が 35 回 巻 と 多 い た め ， 渦 電 流 損 の 影 響 を 強 く 受 け
た の で は な い か と 考 え ら れ る ． 3.3 節 で こ れ ら の 値 を用いた実測効率と理論効率の比較検討を行う．

(3)

70
60
L1 in a NaCl solution
L1 in air
L2 in a NaCl solution
L2 in airMs in a NaCl solution
Ms in air50

L [µH](3)式 中 の V 2 は 2 次 側 の 負 荷 抵 抗 間 の 電 圧 ， V 1 と I 1
は 1 次 側 の 電 圧 と 電 流 ，さ ら に θ 1 は V 1 と I 1 の 位 相 差

40
30

である．

20

なお，本研究では倫理審査や動物実験を対象とする

10

実験は行っていない．

0

200

400

600

800

1000

f [kHz]

図 6

3 結果と考察

空 気 中 と NaCl 水 溶 液 中 に お け る 自 己 イ ン ダ

ク タ ン ス L1, L2 と 相 互 イ ン ダ ク タ ン ス Ms

3.1 コ モ ン モ ー ド 電 流
NaCl 水 溶 液 中 の 1 次 側 の 電 流 I 1 と コ モ ン モ ー ド 電流 ICM と の 比 率 を 図 5 に 示 す ． 周 波 数 の 増 加 に 伴 い コ
モ ン モ ー ド 電 流 は 増 加 傾 向 を 示 し た ．こ の 比 率 は 1000

― 204 ―

Fig. 6. Self-inductance L 1 , L 2 , and mutual inductanceM s as a function of frequency.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

10
8

r [Ω]

比率はコモンモードチョークコイル，無停電電源装置

rL1 in a NaCl solution
rL1 in airを用いた方法で最も抑制できた．その値は各周波数で2.5%以 下 で あ り ， TETS シ ス テ ム に お け る コ モ ン モ ー

rL2 in a NaCl solution

6

rL2 in air

ド 電 流 の 優 れ た 抑 制 方 法 を 提 案 し た ． さ ら に ， AC/AC
電力伝送効率の実測値と理論値を比較検討した．従来

4の方法に比べ，本稿で提案した方法では周波数を上げ

2て い っ た 1000 kHz 付 近 に お い て も ，電 力 効 率 の 低 下 を

0

0

200

400

600

800

抑 え る こ と に 成 功 し 理 論 値 に 近 し い 値 を 得 た ．従 っ て ，

1000

コモンモード電流の抑制に成功したことで実測効率と

f [kHz]

図 7

1 次，2 次コイルの損失分理論効率がほぼ正確な電力伝送効率の測定が可能とな

Fig. 7. Loss factor of primary and secondary coils r L1
and r L2 as a function of frequency.

っ た ． 最 大 電 力 伝 送 効 率 の 実 測 値 は 500 kHz に お い て
91.82%で あ り ， 理 論 効 率 は 93.50%で あ っ た ．
今後は，測定値と理論値のさらなる正確な効率測定

3.3 AC/AC 電 力 伝 送 効 率 の 測 定 値 と 理 論 値 の 比を 実 現 す る た め に ， TETS 等 価 回 路 に 人 体 組 織 を 模 擬較結果

した，コイル間の寄生抵抗，容量分を含め計算し理論

AC/AC 電 力 伝 送 効 率 の 実 測 値 と 理 論 値 を 図 8 に 示値を求める予定である．

謝

す．各プロットには 5 回測定より得られた標準偏差を本研究の一部は，文科省科学研究費（課題番号：

エラーバーとして示しているが，ごく微小なため全てプロット内に収まっている．改善した方法では各周波数 で 理 論 値 と 実 測 値 の 間 に 最 大 で 2%程 の 差 し か 見 ら
れ な か っ た ．し か し ，従 来 の 方 法 で は 特 に 1000 kHz に
お い て 理 論 値 と 実 測 値 の 差 は 大 き く ，6%程 の 差 が 生 じた ．図 5 よ り ，1000 kHz 付 近 の 周 波 数 に お い て 大 き な
コモンモード電流がグランドへ漏れ流れてしまったた
め，従来の方法では電力伝送効率が著しく低下したのではないかと考えられる．
NaCl 水 溶 液 中 に お い て 改 善 し た 方 法 で 最 大 電 力 伝
送 効 率 は ， 500 kHz に お い て 91.82%で あ り ， 理 論 効 率
は 93.50%で あ っ た ．実 用 化 に 際 し ，コ イ ル 間 の 電 磁 生
体 影 響（ SAR と 体 内 電 界 強 度 ）を 考 慮 す る 必 要 が あ る
が ， 500 kHz は 安 全 な 伝 送 周 波 数 帯 で あ る こ と が 知 ら
れ て い る [8]．
100

η [%]

95
90
85
Theoretical estimate
Measured value in the improved method
Measured value in the conventional method

80
75

0

200

400

600

800

1000

f [kHz]

図 8

AC/AC 電 力 伝 送 効 率

Fig. 8. AC/AC energy transmission efficiency.

4 まとめ
本稿では，コモンモード電流を考慮した空心偏平型
経皮電力伝送システムの正確な効率測定を検討した．
NaCl 水 溶 液 の 1 次 側 電 流 I 1 と コ モ ン モ ー ド 電 流 I CM の辞

17K06312） の 助 成 に よ っ て 行 わ れ た ．

文

献[1] Y. Mitamura and S. Murabayashi, “The Japanese
Artificial Organs Scene: Current Status,” Artificial
Organs, vol. 29, no. 8, pp. 675-680, 2005.
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MechanicalCirculatory Support Systems,” IEEE APEC, pp. 32713278, 2017.
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Transcutaneous Energy Transfer for Implantable
Mechanical Heart Support Systems,” IEEE trans.
Power Electronics, vol. 30, no. 11, pp. 6221-6236,
2015.
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[5] S. Mao, J. Zhang, K. Song, G. Wei, C. Zhu, “Wirelesspower transfer using a field-enhancing coil and asmall-sized receiver with low coupling coefficient,”
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Appl. Phys., Florence, Italy, 2007 [Online].
Available:
http://niremf.ifac.cnr.it/tissprop/htmlclie/htmlclie.php[7] Japanese Industrial Standards Committee, “Electronic
and Electrical Engineering.”, Japan, 1997 [Online].
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http://kikakurui.com/c5/C5321-199701.html[8] K. Shiba, N. E. B. Zulkifli, Y. Ishioka, “Analysis of
specific absorption rate and internal electric field in
human biological tissues surrounding an air-core coiltype transcutaneous energy transmission transformer,”J. Artif. Organs, vol. 20, no. 2, pp. 103-109, 2017.

― 205 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）㻌

体内埋込型人工心臓用経皮エネルギー情報同時伝送システムにおける８の字形コイルの設計
Design of Eight-Figure Coil for Transcutaneous Energy Transmission
for Artificial Heart
河井 卓也（学生会員）， 山本 隆彦（正会員），㻌 越地 耕二(正会員)
Takuya Kawai , Takahiko Yamamoto and Kohji Koshiji
Abstract
This paper describes design and development of eight-figure coil, which can be used in a high-frequency region, for a
totally-implantable artificial heart (TIAH). The transcutaneous energy and information simultaneous transmission system isuseful for providing driving energy and controlling and monitoring TIAH. The eight-figure coil with outer 2-turns coil, wedeveloped on this paper, has smaller size and its transmittance was -12.14 dB at 429MHz.
Key Words
Transcutaneous energy and information transmission system, artificial heart, eight-figure coil, simultaneous transmission
１．㻌 はじめに2010 年の改正臓器移植法施行に伴い (1) ，心臓移植件数は平コイルに情報伝送用 8 の字形コイルを重ねて一体化し経皮年々増加しているが，現在も心臓移植希望者の 1 割に満たない的にエネルギーと情報の伝送を行う．これによりトランスフ．その原因の 1 つとしてドナー不足が挙げられる．これを解決す

ォーマの小型化が可能である．一般的なコイルを重ねて一体るために，人工心臓の普及が急務である．この普及のための課題

化した経皮トランスフォーマは，エネルギー伝送コイルの磁の 1 つとして，駆動用エネルギーや情報の伝送を非侵襲に行うこ束による誘導電流に起因したクロストークや通信機器の故障とが挙げられ ，QOL(Quality of Life)向上のためには，経皮エネが懸念される．これに対して，情報伝送用コイルに Fig. 2 にルギー情報同時伝送システムの実用化に不可欠である．

示すように 8 の字形コイルを用いることでエネルギー伝送コ

(2)

(3)

その一例として空心・扁平形エネルギー伝送コイルと 8 の字形

イルの磁束による誘導電流は，コイルの左右で逆向きになり磁束情報伝送コイルを一体にした伝送装置を使用する方法が提案されている(4)．先行研究では 8 の字形コイルを用いて 1.6 MHz および 3.2 MHz を用いて通信を行っていたが，医療用テレメーター用
特定 小エ ネルギー 無線局に割 り当て られている周波 数 (410MHz~430 MHz 及び 440 MHz~470 MHz)での使用を想定すると高周波化が必要となる (5)．本研究では，同周波数帯での利用を目指し， 8 の字形コイルの高周波帯での適用可能性について検討した．

２．㻌 8 の字形コイルの諸特性
2.1㻌 経皮エネルギー情報同時伝送用トランスフォーマ
経皮エネルギー情報同時伝送用トランスフォーマの概略を Fig.

Fig. 1 Transcutaneous transformer for energy and information

1 に示す． 体内側，体外側それぞれエネルギー伝送用空心扁

transmission system（ページ番号は，記載しないでください．）― 206 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）を打ち消し，クロストークや装置の故障を回避できる．

2.3㻌 外周 2 回巻き 8 の字形コイルの周波数特性

ここでは，情報伝送用コイルに，直径 6.0 cm の 1 回巻きのコイ

外周 2 回巻き 8 の字形コイルが目標周波数で共振する直径をル，1 回巻き 8 の字形コイルを直径 6.0 cm で 20 回巻きのエネル

2.2 と同様に調べたところ，2.8cm であることがわかった．この 2.8

ギー伝送コイルとそれぞれ密着させ，エネルギー伝送の周波数

cm の外周 2 回巻き 8 の字形コイルと，1 回巻き 8 の字形コイルのである 300 kHz における透過特性を測定した(6)．その結果を共振周波数を比較するために，それぞれの周波数特性を測定しTable 1 に示す． 一般的な 1 回巻きコイルと比較して 1 回巻き 8

た．その結果を Fig. 5 に示す．

の字形コイルはエネルギー伝送用コイルから情報伝送用コイ

共振周波数は外周 2 回巻き 8 の字形コイル単体において 338㻌ルへの透過を 23 dB 低減でき，8 の字形コイルがエネルギー

MHz，エネルギー伝送コイルを装着した場合において 427 MHz，伝送コイルによる誘導電流を低減しているといえる．

1 回巻き 8 の字形コイル単体では 748㻌 MHz，エネルギー伝送コイルを装着した場合において 980MHz と，エネルギー伝送コイルを装着した状態で，外寸を変化させることなく共振周波数を低域

2.2㻌 8 の字形コイルの寸法と周波数特性にシフトできた．

400 MHz 帯での情報伝送に適した寸法を検討するために，情報伝送用 8 の字形コイルの直径を変化させて， 8 の字形コイル
単体とエネルギー伝送コイルを装着した状態のそれぞれにおい

2.4㻌 8 の字形コイル間の透過特性て，反射特性を測定した．結果を Fig. 3 に示す．直径を小型にす Fig. 1 に示した経皮エネルギー情報同時伝送トランスフォ

ると，共振周波数が高域にシフトすることがわかる．体内に埋め込

ーマに外周 2 回巻き 8 の字形コイルが適応可能であるか確認

むには 5.0 cm 以下であることが望ましいのに対し(6)，エネルギー
伝送コイルを装着した状態の 8 の字形コイルを目標の周波数帯0で共振させる直径は 6.0 cm であった．このため，小型化が必要で-5ある．
そこで，Fig. 4 のように，外寸を変化させることなく共振周波数-10を低減するために，8 の字型コイルの外側に更に 2 回折り返して巻いた．単に外周にコイルを 1 回巻くのみでは，エネルギー伝送
イルを更に巻き戻す工夫を施すことによって磁束の鎖交を打ち消した．本稿ではこれを外周二回巻き 8 の字型コイルと呼ぶ．
エネルギー伝送用コイルからの磁束の影響を確かめるため，
2.1 と同様の試験を行った．その結果，300 kHz における透過特性の値は-46.05 dB と同様にエネルギー伝送コイルによる誘導電流を低減できていることを確認した．

-15
Reflection[dB]

コイルが発生させる磁束と鎖交する．そのため，外周に巻いたコ

5 cm
6 cm

-20

7 cm

-25

5 cm( on transforme r)

-30
-35

6 cm( on transforme r)
7 cm( on transforme r)

0

200

400
600
Frequency[M Hz]

800

1000

Fig. 3 Frequency characteristic of each 8-figure coilFig. 2 External form of 8-figure coil
Table 1 Effect of wireless power transfer coils
CoilTransmission Characteristics [dB]
Coil (1 turn)-26.098-figure coil-49.84

Fig. 4 External form of Two turns of outer（ページ番号は，記載しないでください．）― 207 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.5㻌 エネルギー情報同時伝送

circumference 8-figure coil
するため，体内外双方の外周 2 回巻き 8 の字形コイルにエネ

外周 2 回巻き 8 の字形コイルを用いた場合のエネルギーとルギー伝送用体内外コイルを装着し，発泡スチロールを用い情報の同時伝送の可能性を検討するために，外周 2 回巻き 8てこれらの間に皮膚圧を考慮した 5.0 mm の間隙を設けた．

の字形コイルをエネルギー伝送コイルに密着し，体内側のコ

外周 2 回巻き 8 の字形コイルで構成される情報伝送用経皮ト

イルに埋め込み型人工心臓の負荷を想定した 30 の抵抗負ランスフォーマ間の透過特性を Fig. 6 に示す．一例として，荷を繋接続した．この状態で体外から体内へ 20 W(7)の人工心

後述の通信実験に用いる通信ユニット (MU1N-429, 株式会

臓駆動用エネルギーを伝送した状態で，1 000 文字分の情報を

社サーキットデザイン) のキャリア周波数である 429MHz に双方向で伝送した．その整合率が 100 %を通信可能と定義しおける透過特性は-12.14 dB であった．

て，トランスフォーマに位置ずれを生じさせた際の通信可能

さらに，Fig. 7 に示すように，体内外コイル間にずれが生範囲を測定した．この結果，エネルギー伝送コイルが重なるじた場合の 429MHz における透過特性の値を Fig. 8 に示す．

縦横 5 cm の範囲すべてで通信可能であることを確認した．

先行研究では，8 の字形コイルに位置ずれが生じた際にコイ また，経皮トランスフォーマに横方向のズレが生じた場合，ルの中間地点に，通信が出来ない零点が存在した (4)．これに8 の字形コイルに鎖交する磁束に差が生じて誘導電流を打ち対し，本研究では，過特性が緩やかであることがわかった．8

消さなくなる可能性がある．そこで，横方向に 0.5 cm 間隔での字形コイルが重なる 3.0 cm 以内のずれの範囲での透過特性ずらしていき，そのときのエネルギー伝送用コイルからが外の最低値は横に 3.0 cm ずらしたときの-23 dB となった．
0-10

Reflect[dB]

-20
-30

Two turns of outer circumference
8-figure coil
one turn 8-figure coil-40

Two turns of outer circumference
8-figure coil (on transformer)
One turn 8-figure coil(ontransformer)

-50
-60

0

200

400

600

800

Fig. 7 The Misalignment of communication test

1000

Frequency[M Hz]

0

Fig. 5 Frequency characteristic of coil

-5
-10

-10

-15

Transmission[dB]0

Transmission[dB]

-20
-30
-40

-25
-30
Vertical Misalignment
Side Misalignment

-35

-50

-40

-60
-70

-20

0

200

400
600
800
Frequency[M Hz]

1000

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5
M isalignment[cm]Fig. 8 Relation of between misalignment and transmission
characteristics at 427MHz and misalignment

Fig. 6 Transmission characteristics（ページ番号は，記載しないでください．）― 208 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）周 2 回巻き 8 の字形コイルへの 300 kHz の透過特性を測定した．その結果を Fig. 9 に示す．最大で，横方向に 1.5 cm ズレが生じたときに透過特性が-43.12 dB になることが確認できた．

結言
本稿では，外周 2 回巻き 8 の字形コイルの提案とこれをエ
ネルギー伝送コイルに装着した状態における，エネルギーと情報の同時伝送について検討を行った．その結果，エネルギ
ー伝送装置が重なる縦横 5 cm の範囲内において情報伝送が可能であった．これにより，従来の 8 の字形コイルと比較し該当周波数において小型化することができた．
また，本稿ではエネルギー伝送コイルからの影響のみ考慮して測定していたが，実際には体内の埋め込みスペースの制限により，エネルギー伝送用埋込回路の影響が 8 の字形コイルに与える影響も考慮する必要があると考えられる．

0

参考文献(1) 厚生労働省:政策レポート 改正臓器移植法
http://www.jotnw.or.jp/studying/1-4.html(2) 日本臓器移植ネットワーク 臓器移植に関する提供件数と移植件数（2017 年）
https://www.jotnw.or.jp/datafile/offer/index.html(3) 高橋護, 松木英敬, 経皮コイルによる体内埋め込み機器
動作監視に関する実験的検討
電気学会論文誌 A, 2008, 1025-1031(4) 染川達郎，田倉哲也，佐藤博文，松木英敬佐藤忠邦巽英介，妙中義之8 の字コイルを用いた全二重信号伝送
システムの評価，Journal of Magnetics Society of Japan，
2007，385-388(5) 総務省電波利用ホームページ，周波数割当て・公開
http://www.tele.soumu.go.jp/j/adm/freq/(6) 若林春貴, 山本隆彦, 越地耕二㻌
完全体内埋め込み型人工心臓駆動用経皮エネルギー伝送
システム-空心型経皮トランスのコイル寸法検討による結合特性の向上生体生命支援医療福祉工学系学会連合大会 2010 講演論
文集，2010，245-246(7) 三浦英和 電磁誘導による無線給電方式の現在と未来 電気学会誌 135 巻 9 号, 2015, 617-619

-10
-20

Transmission[dB]

-30

-40
-50
-60

-70
-80

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5 4 4.5 5
M isalignment[cm]Fig. 9 Relation of transmission at 427MHz and misalignment（ページ番号は，記載しないでください．）― 209 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）スパイラルコイルを利用する近距離ワイヤレス通信における SAR の検討
山口 諒也†

越地 福朗†

越地 耕二*†

東京工芸大学 工学研究科 電子情報工学専攻*

東京理科大学 研究推進機構 総合研究院

1.

はじめに
近年，高速・高周波実装技術や高密度実装技術，
精密微細加工技術などの進化にともない，電子機
器は小型・軽量化が進み，モバイル機器からウェ
アラブル機器へと進化しつつある．また，これらのモバイル機器・ウェアラブル機器に搭載されるワイヤレス通信システムも，高速化，多様化しており，ひとつの電子機器に複数の通信機能が搭載されているものも多い．
これらのモバイル機器やウェアラブル機器に搭載される近距離ワイヤレス通信技術のひとつに，Near Field Communication (NFC) 技術があげられる．NFC 技術は，13.56 MHz 帯を利用する Radio
Frequency Identification (RFID) などに代表される
ように，数 cm 程度の伝送距離を想定したものであり，通信相手とはほぼ接触した状態で通信を行うことが一般的である[1]．このように，NFC 技術
は，ワイヤレス通信でありながら，数 cm 程度のほぼ接触した状態までお互いの機器を近づけて通信するため，通信相手が明確であるというメリットがあるものの，人間の日常の自然な動作から考えると，お互いの機器をほぼ接触する距離まで近づけて通信する動作は煩わしく，利便性が高い
通信技術とは言いがたい．
著者らは，これまでに，スパイラルコイルの共振結合を利用することで，従来の数 cm 程度の伝送距離であった NFC 技術を数十 cm 程度の伝送距
離へと拡張することが可能であることを示し[2]，さらに，送受信コイル間の伝送距離やコイルの傾きに対する伝送特性を検討している[3]．
しかしながら，本技術がモバイル機器やウェア
ラブル機器に搭載されることを考えると，人体が近接することが想定され，スパイラルコイルの共振周波数変動や伝送特性変動が引き起こされる可能性があり，これらの影響を検討する必要がある．
本研究では，スパイラルコイルに人体手部が近接した場合の伝送特性への影響および SAR につ

Mobile device

Receiving coilTransmitting coil

Stationary device

Fig. 1

System configuration

いて電磁界解析により検討を行う．
2.

システム構成図 1 に，本研究で想定する近距離ワイヤレス通信システムの構成を示す．同図に示すように，ス
マートフォンなどのモバイル機器を，通信パッドなどの設置型機器の上面に配置した（かざした）
場合の通信を想定する．また，同図内に破線で示すように，モバイル機器および設置型機器内部には，平面形状の通信用スパイラルコイルが内蔵されている．
3. 電磁界解析モデル
図 2 は，本稿で検討する電磁界解析モデルを示したものである．ここでは，モデルを単純化し，各機器に内蔵する通信用スパイラルコイルと人
体手部に相当する直方体ブロックのみをモデル化して電磁界解析を行う．
図 2 からわかるとおり，設置型機器に内蔵するスパイラルコイルを送信コイルとし，半径 r1 = 50mm，ピッチ p1 = 10 mm，巻数 n1 = 5，モバイル機
器に内蔵するスパイラルコイルを受信コイルとし，半径 r2 = 25 mm，ピッチ p2 = 5 mm， 巻数 n2= 5 としている．また，人体手部は受信コイルの― 210 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）上部に g = 10 mm の間隔を設けて配置している．

ル同士は，間隔 d で配置されている．電磁界解析

日本人成人男性の平均的な手部のサイズ[4]を考には，有限要素法を用いる．人体手部は，筋肉の電慮し，L×W×H = 190.8 mm×101.8 mm×27. 5 mm の気特性（導電率 σ = 0.62 S/m, 比誘電率 εr = 170 @ 10

直方体でモデル化している．

MHz）を有する均一媒質として表現している[5]．

送信コイルの励振源には，内部抵抗 50 Ω の信
号源を用い，受信コイルの受信抵抗は 50 Ω としている．また，受信コイルには，共振周波数調整用のインダクタンスを挿入している．送受信コイ

Fig. 24.

伝送特性
図 3 は，図 2 において，送受信コイル間隔 d =100～500 mm に対する送受信コイル間の伝送特性
S21 を示したものである．また，同図には，人体手A model for electromagnetic field analysis

Fig. 3 Transmission characteristics S21― 211 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）部が存在しない場合の伝送特性もあわせて示す．
図 3 からわかるとおり，伝送特性 S21 は，人体手部が存在する場合には 166.7 MHz で最大値をとり，人体手部が存在しない場合には 167.7 MHz で最大値をとる．手部が存在する場合には，最大伝送特性が得られる周波数が 1.0 MHz 低下する．これは受信コイル近傍に高誘電率である手部が存在するため，受信コイルの分布容量が増加し，共振周波数が低下しているためである．
ここで，167.7 MHz を通信周波数とする場合，手部が近接することで生じる伝送特性の低下は2.0 dB 以下であり，安定した伝送特性が確保され，実用上問題ないといえる．

5.

磁界強度分布図 4 は，送受信コイル間の伝送距離 d = 100 mmのときの磁界強度分布を示したものである．同図(a)は手部が存在しない場合，同図(b)は手部が存在する場合を示しており，また，最大磁界強度を 0dB として規格化して表示している
図 4 からわかるとおり，磁界強度分布は手部の有無によらずほぼ同様の分布となっており，送受信コイル同士が共振結合し，良好に伝送されている様子が確認できる．

6.

SAR 分布図 5 は，送信コイルの出力電力を 1mW，10mW，100mW，1000mW としたときの SAR 分布を、
ICNIRP の定める許容値である 2 W/kg を 0dB として表示したものである．送信コイルからの出力電力が 1000 mW であっても，約-15 dB（ICNIRP の定める許容値の 1/30 程度）であり，人体に対する高い安全性が確認された．
7. まとめ本研究では，スパイラルコイルの共振結合を利用する近距離ワイヤレス通信における人体手部の近接による伝送特性への影響を電磁界解析により検討を行った．その結果，手部とスパイラル
コイルが 10 mm の距離に近接する場合であっても，共振周波数変動は 1.0 MHz 程度であり，伝送特性の低下は 2.0 dB 以下であることを明らかにした．また，この伝送特性の低下はわずかであり，安定した伝送特性が確保され実用上問題ないといえる．また，送信コイルからの出力電力が 1000mW であっても，約-15 dB（ICNIRP の定める許容値の 1/30 程度）であり，人体に対する高い安全性(a) Without hand(b) With handFig. 4Magnetic field distributions― 212 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(a) 1 mW(b) 10 mW(c) 100 mW(d) 1000 mW

Fig. 5

SARが確認された．
謝辞
本研究の一部は， 科学研究費補助金（若手研究（Ｂ））課題番号 17K13101 によって実施されたものであ
る．
参考文献
[1]
[2]

[3]

[4]

Roland Minihold, “Near Field Communication (NFC)
Technology and Measurements”, Rohde & Schwarz,
White Paper, June 2011.
山口諒也, 越地福朗, 越地耕二, “磁界共振結合を利用する近距離ワイヤレス通信における伝送特性の検討”, 第 28 回「電磁力関連のダイナミクス」シンポジ
ウ ム 講 演 論 文 集 (The 28th Symposium on
Electromagnetics and Dynamics (SEAD28)), 18B4-2,
pp.192-195, Kanagawa, Japan, May 2016.
山口諒也, 越地福朗, 越地耕二, “磁界共振結合を利用する近距離ワイヤレス通信の検討”, 第 30 回エレクトロニ クス 実装学会 春季 講演大会 講演 論文集,
Tokyo, Japan, March 2016.
"設計のための人体寸法データ集", 生命工学工業技術研究所編, 人間生活工学研究センター,日本出版サービス, ISBN-10: 987-4889220933, September 1996.

[5]

S. Gabriel, et al., "The dielectric properties of biologicaltissues: II. Measurements in the frequency range 10 Hz to
20 GHz", Phys. Med. Biol. 41, pp.2251-2269, 1996.

― 213 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）骨格筋収縮を用いた体内エネルギーハーベスティング用発電機の設計
持田 匠 (東工大)，土方 亘 (東工大)Abstract: We propose an implantable energy harvesting device driven by contraction of electrically-stimulated skeletal muscle as a method
for supplying electrical energy to implantable medical devices. Previously, we developed an electromagnetic generator with a parallel leaf
spring and a frictionless clutch mechanism. However, this device can generate only when skeletal muscle is contracted. In this study, we
propose the generator, which can be driven during not only muscle contraction, but also relaxant. The proposed generator has another parallelleaf spring outside of the former one. We indicate design process of parallel leaf springs and evaluate generated power and efficiency of the
prototype. The results show that the prototype could generate 26.1 W, and achieved efficiency of 13.7% .
1.

緒言Drive magnet

ペースメーカーなどの体内植込み型医療機器の多くは，内蔵のバ

MuscleMagnetized
direction

ッテリーで駆動する．寿命を迎えたバッテリーは，外科手術によって機器本体ごと交換する必要があり，患者にとっては大きな負担である．

Drivenmagnetこの解決方法として，体内のエネルギーを電気エネルギーに変換して給電する体内エネルギーハーベスティングが挙げられる．これまParallel leaf
springs

Coil
Magnets
for generation

でに，心拍が生じる慣性力や，動脈の血圧を駆動源とする発電機がFig. 2 Concept of the proposed generator

開発された 1-2)．これらの発電デバイスは，生命活動に伴い体内に分布しているエネルギーを受動的に収集するため，持続的な発電が可能であるが，心臓や動脈に発電機を設置するため，機器の破損が生命維持活動に支障をきたす．
そこで本研究では，図 1 のように，電気刺激によって骨格筋を収縮させ，その力で発電機を駆動し，電気エネルギーを得るシステムに着目する．骨格筋の筋収縮時の仕事量は，1g あたり最大 1mW 程度と報告されている 3)．一方で，骨格筋の電気刺激と体内植込み型医療機器への給電には 50μW 程度あればよく，数 g 程度の骨格筋でこれらの消費電力を賄える可能性がある．
以前の研究で我々は，平行ばねの振動を利用した電磁誘導式発電機を試作し，上記発電量には満たないものの，20.9μW を達成した．
ただし，この発電機は，筋収縮時の運動のみを考えた原理検証機であり，連続駆動は実現していなかった．本研究では，筋収縮と筋弛緩両方の運動を考慮した高出力かつ摺動部のない，振動型電磁誘導式発電機の実現を目的とし，発電機構の設計，試作，および発電量評価を行ったのでこれを報告する．

振動型電磁誘導式発電機の設計と試作の平行ばね機構，クラッチ機構用永久磁石，発電用永久磁石とその前後面に配置した二組の発電用ステータコイルから構成される．クラッチ機構用磁石は，互いに反発する駆動側，従動側磁石に分かれ，それぞれ外側平行ばね，内側平行ばねに取り付けられている．骨格筋は，外側平行ばねに取り付けた駆動側磁石をけん引し，クラッチ機構用磁石に働く斥力 Fmag によって内側平行ばねと発電用磁石を振動させる（図 3 (a)）．ただし，Felastic は平行ばねの復元力，Fmuscle は筋収縮力である．この際，発電用磁石とステータコイル間には電磁誘導が発生し，内側平行ばねの運動エネルギーを電気エネルギーに変換する．また，筋弛緩後は，外側平行ばねの復元力によって初期位置に戻る（図 3 (b)）．本研究では，初期位置に戻るときも発電することができるよう，外側，内側平行ばねの剛性 kex, kin(N/m)の設計を行った．
設計にあたり，まず骨格筋収縮力と磁石の斥力について検討した．
従来の研究では，質量 0.2 g，筋長 22 mm のカエル骨格筋に電気刺Chemical energy
Kinetic energy
Electrical energy

Glucose in the body
Musclecontraction

2.

本研究で提案する発電機の概要を図 2 に示す．本発電機は二つ激を与えた場合，最大収縮力 0.37 N，最大筋収縮量 3.5 mm となることが報告されている 4)．本研究では，筋疲労を考慮し，筋収縮力と筋収縮量に多少余裕を持たせた 0.25 N，3 mm を発電に利用すると仮定した．
また，磁石の斥力は，駆動側，従動側磁石間のけん引方向に関す

NS
Stimulation Generator Battery
electrodes

Implantable
medical device(Pace maker etc)

る相対変位 xrel(m)の関数であると考えられる．本研究では，設計を容易にするため，磁石の斥力を式(1)のように近似した．
2

Fmag  axrel ebxrel

Fig. 1 Energy flow of the proposed energy harvesting system― 214 ―

(1)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）FmuscleFelastic

Fmag

Contruction

Fig. 4 Prototype of parallel leaf spring(a) Relationship of forces during muscle contraction

01
a2
kex xex
 Fmag dxrel 
,2 
2
2b




Relaxant(5)以上より，筋弛緩時も発電が可能となるための各平行ばねの剛性の必要条件は式(6)，(7)のように表せる．

a
2
bxex
,2

(b) Relationship of forces during muscle relaxant
Fig. 3 Clutch mechanismkin a, b は定数であり，先行研究の磁場解析結果から a = 1.45×102, b =1.43×105 とした 5)．式(1)を xrel について微分することで，磁石の最大斥力 Fmag,max，およびその時の相対変位 xrel,Fmax は式(2)のように求め

xrel ,F max  Fmag ,max
xin ,1

Fmuscle  Fmag ,maxxex ,1Fmuscle  0.16
xex ,10.16

1.87  103  xex ,1

(6)

(7)

この条件式より，kex = 80 N/m, kin = 200 N/m とした．
得られた剛性より，発電機の寸法を決定した．本発電機では，永久られる．

Fmag ,max   kex 

a
2b
1
2b



e

磁石は先行研究と同じ磁気特性を持つネオジム磁石（株式会社マグ1
2  0.16 N

ファイン，宮城県，東京）を用いた．駆動側，従動側磁石の寸法はそ(2) 1.87  10-3 m

れぞれ 3×2×3 mm，1×2×3 mm とした．また，発電用磁石は 20×
1×1 mm のものを前後面に 10 本ずつ，計 20 本全て同じ極になるよ
う配置した．また，平行ばねの剛性 k(N/m)と平行ばね長さ l，幅 b，厚次にばね剛性 kex, kin を設計するために，外側，内側平行ばねに加わる力の大小関係を考えた．外側平行ばねけん引時にクラッチが解さ t (m), および材料の縦弾性係数 E(Pa)の関係は式(8)で表せることが報告されている 6)．

放される条件は，筋収縮力が磁石の最大斥力と外側平行ばねの復tk  Eb l

元力の合力を上回っていればよい．よって，筋収縮力 Fmuscle(N), 磁
石の最大斥力 Fmag,max(N)，クラッチ解放時の外側平行ばねの変位
xex,1(m)から式(3)のように表せる．

Fmuscle  Fmag ,max k exxex ,13(8)平行ばねの幅は磁石の幅と同じになるよう 3 mm とした．また，平(3)行ばねの厚さ，および長さは，将来的に体内に植込むにあたり，できるだけ小さいことが望ましい．ただし，平行ばねに加工誤差が生じた

また，クラッチが解放される際に内側平行ばねが振動するための場合に備えて，先行研究での厚さ 0.11 mm に多少余裕を持たせ，今

条件は，内側ばねの復元力が磁石の最大斥力を上回っていればよ

回は外側を 0.16 mm，内側を 0.15 mm とした．したがって式(8)より，

いため，このときの内側平行ばねの変位を xin,1(m)として，式(4)のよう

外側平行ばね長さを 32 mm, 内側平行ばね長さを 23.5 mm とした．
試作した平行ばねを図 4 に示す．平行ばねの厚さを計測したとこに表せる．

Fmag ,max  kin xin ,1(4)

ろ，外側では 0.17 mm, 内側では 0.16mm となり，設計値より 0.01 mmの誤差を確認した．そこで，平行ばねに重さが既知の錘を吊るし，そさらに，筋弛緩時のクラッチ解放条件を考える．筋弛緩時にクラッの際の変位を計測することで，ばね剛性を求め，設計値との誤差をチが解放されるためには，骨格筋によって外側平行ばねに蓄えられ調べた．その結果を図 5 に示す．実験の結果，外側平行ばねの剛性

た力学的エネルギーが，磁石の斥力によるポテンシャルエネルギー

kex が 79 N/m，内側平行ばねの剛性 kin が 199 N/m となり，概ね一致を上回る必要がある．ここで，計算を簡単にするため，斥力によるポしていることが明らかとなった．

テンシャルエネルギーは，相対変位が無限遠から 0 まで斥力に逆らって行った仕事量とした．したがって，筋弛緩時のクラッチ解放の必3.

要条件は，クラッチ解放後の外側平行ばねの変位を xex,2(m)として式(5)のように表せる．

発電量評価実験

設計・試作した平行ばね機構を用いて実際に発電量，および発電効率を評価した．本発電機では，筋収縮力による仕事量を入力とし，― 215 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

0.25

0.2

0.2

0.15

0.15

kin = 199 N/m

0.1

Force (N)Force (N)

0.25

0.05
0

0

2
Displacement x (mm)kex = 79 N/m

0.1
0.05
0

4

(a) Internal parallel leaf spring02
Displacement x (mm)4(b) External parallel leaf spring

Fig. 5 Stiffness of the prototype parallel leaf springs

Fig. 6 Generator and setup for generating experiment

発電機に接続した負荷抵抗での消費電力を発電量とする．筋収縮
力は，準静的過程では外側平行ばねの復元力，および磁石の斥力と釣り合っている．よって，筋収縮力がなす仕事量 Win(J)は外側平行ばねの初期変位を xex,initial として式(9)で表せる．

Win 



xex ,1xex ,initial( kex xex  Fmag )dxex(9)磁石の斥力は直接測ることができないため，内側平行ばねの変位を計測し，内側平行ばねの復元力と慣性力の和から間接的に求めた．
なお，振動部質量は減衰固有振動数とばね剛性から求めた．

Fig. 7 Measuredpower of theFig.8 Measureddisplacement

prototype generatorof each parallel leaf spring

発電電力は，1.5 秒間筋収縮を維持し，1.5 秒間弛緩するというサイクルを仮定する．負荷抵抗での発電量 Wout(J)は式(10)のように，回路に流れる電流 I(A)と，負荷抵抗 Rload (Ω)を用いて微小時間当たりの発電電力 Pout (W)を算出し，それを筋収縮開始時刻 t1(sec.)から機の効率は 13.7%となった．今後は，将来的に発電効率を向上し，小型化するため，発電時の損失要因を明らかにし，それを低減する

1.5 秒後，および筋弛緩開始時刻 t2(sec.)から 1.5 秒後まで積算するための指針を導き，小型高効率発電機を設計する予定である．

ことで求めた．ただし，本式では回路中にインダクタンスとキャパシタ
ンスがないものとする．

Wout 
t1 1.5

謝辞

t 2 1.5

 P dt   P dt
t1



out

t1 1.5

t1

t2

本研究は，平成 28 年度生体医歯工学共同研究拠点共同研究プロ

out

I 2 Rload dt t 2 1.5

t2(10)

I 2 Rload dt
参考文献

式(9)，(10)から，発電機の発電効率 η は式(11)より求められる．

Wη  out Wint1 1.5t1

I 2 Rload dt xex ,1xex ,initial

ジェクトの助成によって行われた．

t 2 1.5

t2

1)

I 2 Rload dt

R. Tashiro, N. Kabei, K. Katayama, K. Katayama, F.Tsuboi, K.
Tsuchiya, Development of an electrostatic generator for a cardiac
pacemaker that harnesses the ventricular wall motion, Journal of(11)( kex xex  Fmag )dxex

artificial organs, 5, 2002, 239-245
2)

T. Vu-Cong, C. Jean-Mistral, A. Sylvestre, Electrets substituting

実験装置を図 6 に示す．本実験では，外側平行ばねを釣り糸でけ

external bias voltage in dielectric elastomer generators: application

ん引し，その後切断することで一連の筋収縮・弛緩に相当する運動

to human motion, Smart Materials and Structures, 22, 2013, 1-13を再現した．その際，各平行ばねの変位をレーザー変位計（LK-3)

榊原 直樹，竹村 博文，安田 保，川筋 道雄，渡辺 洋宇，

G85(左)，LK-G155(右)，株式会社キーエンス，大阪府，日本）で計

Low power/ high stroke 方式によるリニアー型骨格筋アクチュエ

測した．また，回路に流れる電流の計測には電流センサ（CT-0.4p,ーターの有用性：慢性電気刺激広背筋による急性実験, 日本

Liaisons Electroniques et Mecaniques, Fribourg, Switzerland）を用いた．
実験によって得られた発電量，および各平行ばねの変位を図 7，8に示す．この結果より，筋収縮力に相当する仕事量は 571 μJ となっ人工臓器学会, 24, 1993, 870-873B. E.
4)system utilizing muscle contractions excited by electrical

た．また，式(10)で求めた発電量は，78.3μJ であった．これより発電効

stimulation”, Proc IMechE Part H: J Engineering in Medicine, 230,率は 13.7%となった．なお，発電電力は 26.1μW であった．

2016,569-578.
5)

4.

G. Sahara, W. Hijikata, T. Shinshi, “Implantable power generation

結言

冨岡 洸太,他，電気刺激による筋収縮を駆動源とした体内発電機構の研究, ROBOMECH2016, 2016.

本研究では，筋収縮，および筋弛緩時に，発電可能な体内エネル
ギーハーベスティング用発電機を提案し, 26.1 μW の発電量を達成し6)た．また，筋収縮力に相当する力の仕事量は，571μJ であり，本発電― 216 ―

久曽神 煌, 佐川 大輔, 豊山 晃, 板ばねを利用した直動, お
よび回転機構, 精密工学会誌，53, 1987, 1092-1096

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）人体通信を用いた生体信号伝送の検討
Biomedical Signal Transmission Using Human Body Communication○漆館 竜吾 1
越地 福朗 1
越地 耕二 2
1. 東京工芸大学大学院 2. 東京理科大学○Ryogo URUSHIDATE1, Fukuro KOSHIJI1, and Kohji KOSHIJI2
1. Tokyo Polytechnic University, 2. Tokyo University of Science
１．はじめに
近年，高齢者のみならず若年層においても健康意識が高まっており，ウェアラブルセンサによる日常的な生体情報計測や管理・解析に対する要望が高まっている．生体情報センサのさらなるスマート化や Internet ofThings (IoT) 化を考えると，センサ同士の通信や外部機器との連携など，生体近傍における省電力かつ安定した通信ネットワークが必要不可欠である．また，生体情報を扱うことを考えると，プライバシーやセキュリ
ティを考慮する必要もあり，一般的な電波通信のように広い空間や遠方へ放射されてしまう通信方式よりも，
人体近傍のごく限られたエリアで通信する方式とすることが望ましい．
本研究では，人体近傍で利用する Body Area Network(BAN) 技術のひとつである人体通信技術(1)に着目し，人体を介した電気信号の伝送特性と，人体通信による心拍データ伝送の検討を行う．
２．人体通信における信号伝送
図 1 は，左前腕に人体通信用ウェアラブル送信機を装着し，電極から 10.7 MHz の電気信号を出力した場合の 人 体 周 囲 に 形 成 さ れ る 電 界 強 度 分 布 を ， Finite
Difference Time Domain (FDTD)法により解析したものである．人体モデルには，人体モデルには，国立研究開発法人情報通信研究機構から提供された,日本人成人
男性の平均的な体型を有する人体モデル(2) を用いている．人体の各生体組織の電気特性は，文献(3)に基づいている．
図 1 からわかるとおり，10.7 MHz で励振された電界は，電極近傍から人体周辺に分布しており，人体近傍においてのみ通信可能エリアが形成されることが確認できる．
３．システム構成
図 2 に，本研究で試作した人体通信システムの構成を示す．同図からわかるとおり，送信機においては，
心拍センサで取得したデータは，Microcontroller Unit
(MCU)を介して変調回路(Modulator)に送られ 10.7 MHz
を中心周波数とする Frequency Shit Keying (FSK)変調されて，電極へと出力される．受信機においては，人体に接触する電極で受信した変調信号は，復調回路を介して復調され，MCU を介してスマートフォンへと送られる．送信機と受信機は，ともにバッテリ駆動していHeart rate
SensorMCU

Modulator

RF Signal
from Human
body

Electrode

BPF + Amp.

Transmitter

Fig. 1

‐50

‐25

0

RF Signal to
Human body

MCU

Data toSmart Phone

Demod.

(b) Receiver
System block diagram

Receiver‐75

Electrode(a) Transmitter

Fig. 2‐100

BPF

Transmitterwith heart rate sensor[dB]

Electric field distribution

Fig. 3 Transmitter and receiver― 217 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）る．図 3 は，試作した送信機と受信機の写真である．
４．心拍センシングと信号伝送
心拍データは，光を生体内に向けて照射し，血中酸
素濃度の変化によって生じる反射光変化を計測する光
センシング方式により取得している．本研究で用いる
心拍センサでは，光源と受光部に，緑色 LED とフォトダイオードを，それぞれ用いている．
図 4 は，図 3 に示す送信機を手首部分に装着し，手首部分で取得した心拍データを，同図中の受信機の電極に指先で触れることで，人体を介して伝送したときの心拍データである． 送信機と受信機受信電極の間の距離は，約 250 mm である．
図 4 (a)は，心拍センサの出力波形（信号処理前）であり，同図(b)は，人体を介して伝送され受信機で受信した後の波形であり，心拍の周期を考慮したローパス
フィルタによる信号処理を施したものである．同図か
らわかるとおり，心拍センサの出力は，ノイズが重畳された波形となっているが，信号処理後の波形によって拍動を確認することができる．
1000

Output

750

500

250

0

0

1

2

Time [s]

3

4

5

５．まとめ
本研究では，人体近傍で利用する Body Area Network(BAN) 技術のひとつである人体通信技術に着目し，人体を介した電気信号の伝送特性と，光センシング方式で取得した心拍データの人体通信による伝送の検討を行った．その結果，10.7 MHz を中心周波数とする FSK
変調により，安定して人体を介した電気信号伝送ができることを確認するとともに，心拍の周期を考慮した
ローパスフィルタによる信号処理を施すことで，拍動を確認することが可能な波形を取得できることを確認した．
謝辞
本研究の一部は， 科学研究費補助金（若手研究（Ｂ））
課題番号 17K13101 によって実施されたものである．また，送受信機の試作においては，東京理科大学理工学
部電気電子情報工学科助教の村松大陸氏にアドバイスいただいた．ここに謝意を表す．
参考文献(1) 越地福朗, 佐々木健, "人体内通信におけるウェア
ラブル送信機の電極構造によるインピーダンス整
合 と 電極 設計 ", エ レ クト ロ ニク ス実 装 学会 誌,
Vol.12, No.3, pp.221-232, May 2009.
(2) T. Nagaoka, et al., “Development of Realistic
High-Resolution Whole-Body Voxel Models ofJapanese Adult Male and Female of Average Height andWeight, and Application of Models to Radio-Frequency
Electromagnetic-Field Dosimetry”, Phys in Med. Biol.,Vol.49, pp.1-15, 2004.
(3) S. Gabriel, et al., "The dielectric properties of biologicaltissues: II. Measurements in the frequency range 10 Hz to 20
GHz", Phys. Med. Biol. 41, pp.2251-2269, 1996.

(a) Sensor output (Before signal processing)
1000

Output

750

500

250

0

0

1

2

Time [s]345(b) Received data (After signal processing)Fig. 4 Heart rate data

― 218 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）経皮電力伝送の生体組織影響評価を目的とした生体組織の比誘電率測定
Measurement of the Dielectric Properties of Biological Tissues for the Purpose of
Evaluating Adverse Effects to the Human Body of Transcutaneous Power Transfer○川合 史朗１， 柴 建次 2
１．東京理科大学大学院 基礎工学研究科 電子応用工学専攻
2．東京理科大学 基礎工学部 電子応用工学科○Shiro Kawai１，and Kenji Shiba2

1. Dept. of Applied Electronics, Graduate School of Industrial Science and Technology, Tokyo University of Science
2. Dept. of Applied Electronics, Faculty of Industrial Science and Technology, Tokyo University of Science
1．緒言
近年，100-1000 kHz の電磁界を用いた人工心臓やペースメーカーなどの体内機器を対象とした経皮電力伝送システムが研究されており，それに伴い電磁界の生体影響に関心が集まっている 1)． 電磁界の生体影響を評価するために生体数値モデルを用いた電磁界解析が広く行われているが，その際に生体組織の電気定数が必要となる．近年では Gabriel が 1996
年に行った実験の電気定数 2)が頻用されているが，100-1000
kHz において比誘電率の急激な上昇が見られ，1000 kHz 以
下の測定データには不確かさが含まれることが Gabriel 自身
らによって指摘されている 3)．それらの値は数千という値であり，誘電率が比較的高い水でもその値が 81 であることを考えるとこれらの値の大きさが分かる．Gabriel の実験では電気定数の測定に同軸プローブ法を用いており，電極と測定
対象の界面で分極が生じ，電気二重層によるキャパシタンス
成分が発生したために正確な電気定数の測定が行えていない．
しかしながら，電極を用いずに 100-1000 kHz の比誘電率を求める方法は存在しないため，未だにこの周波数帯の生体組織の比誘電率は不明となっている．
そこで本研究では，100-1000 kHz における生体組織の比
誘電率を正しく測定するために非接触で測定を行うことのできる 2 つのトランスと 2 次コイルとみなすことのできる測定試料で構成された非接触測定器を提案した．まず電気定数が既知の NaCl 溶液の比誘電率を推定し，本測定器の有用性を評価した．その後，人体組織と電気的特性が似ている豚肝臓の測定を行い，比誘電率の推定を行った．また本測定器で推定した豚肝臓の比誘電率を参考に比誘電率の値のみを変更した生体組織を用いて，経皮電力伝送の生体組織影響を電磁界解析を用いて行った．
2．提案する生体組織の電気定数の非接触測定器
今回，提案する非接触測定器の回路図を図 1 に，実際の非接触測定器の写真をそれぞれ図 2 に示す．

10

Primary coil
1

10Secondary coil
Tertiary coil
図 1 生体組織電気定数の非接触測定回路の回路図

Primary coil Secondary coil Tertiary coil(Sample)図 2 生体組織電気定数の非接触測定回路の写真
今回提案する非接触測定器は図１に示すように互いに磁気結合した 3 つのコイルから構成されている．Mn-Zn トロイ
ダルフェライトコア(N30,EPCOS)を用いた 10 回巻きコイ
ルを 1 次と 3 次コイルとして用いており，測定試料を挿入することができるアクリル容器（図２参照）を 1 ループの
空心コイルとみなし 2 次コイルとして用いている．図１のRp と Cp はそれぞれ測定試料の抵抗値と容量値である．この測定器において測定試料の導電率 σ と比誘電率�� は次式によって求めることができる．
σ=

�

�� �
�� �
�� =
�� �

(1)
(2)

このとき�� :2 次コイルの抵抗値[Ω]，�� :2 次コイルの容量値[F]，S:容器の断面積[m2]，l:容器平均長[m]，�� :真空中の誘電率[F/m]である．(1)，(2)式から分かるように，2 次コイルの抵抗値 Rp と容量値 Cp を求めることで測定試料の導電率と比誘電率を算出することができる．測定試料の抵抗値 Rp と
容量値 Cp の推定は，測定試料を容器に充填し，そのときの 1
次と 3 次のコイルの電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 を測定し，その結果と 2 次コイルとして既知の集中定数回路を用いた測定で得られるこれらの値（電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3）を比較することで測定試料の導電率と比誘電率の算出を行う．
3．電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定
ファンクションジェネレータ(IWATSU SG-4105)から出力される正弦波を高速アンプ(NF 4025)とコモンモードチョー
クコイル (RF37-BCL)を通して，非接触測定器の 1 次側に印加する．また 1 次と 3 次の結合を低減させるために 1 次と 3
次の間に金属の遮蔽板を挿入し，ファンクションジェネレー
タのグラウンドに接続している．そのときの 1 次と 3 次の電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 をデジタルオシロスコープ(Agilent
54832D，帯域 1000 MHz)で測定し，電圧比 V1/V3 と位相差
θ1-θ3 を求めた．測定は 100-1000 kHz まで 100 kHz ごとに行った．なお本研究では倫理審査や動物実験を対象とする実験は行っていない．

― 219 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Voltage ratio V1/V3

4．有用性評価を目的とした NaCl 溶液の非接触測定
本測定回路方法の有用性評価を行うために，電気定数が周波数に依らず一定であり，かつ理論的に既知である NaCl 溶液の電気定数の測定を行った．NaCl 溶液の濃度は，0.231w/v%とした．この NaCl 溶液の導電率と比誘電率の理
論値は文献 4,5)よりそれぞれ σ = 0.476 S/m，εr = 79 と算出される．それを 2 次コイルに相当するアクリル容器に高さ14 mm まで充填し，そのときの電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3の測定を行った．
次に，2 次コイルとして電気定数が既知の集中定数素子を用い，そのときの電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定を行った．図 3 に 2 次コイルとして用いる集中定数素子を示す．
集中定数素子の抵抗と容量は NaCl 溶液の導電率と比誘電率を考慮した上で用意した．また集中定数素子の抵抗と容量の値及びそれらから算出される導電率と比誘電率を表 1 及び 2に示す．

Phase difference θ1-θ3[°]

Resistance Rp

3.0 kΩ
NaCl

2.2 kΩ
0500
1000
Frequency [kHz]00.5 pFNaCl-10

1.0 pF

-20
-30
-40

0

500
1000
Frequency [kHz]

図 5 NaCl 溶液と集中定数素子の位相差 θ1-θ3

図 3 集中定数素子

表 3 推定された NaCl 溶液の導電率 σ と比誘電率 εr及びそれらの理論値

表 1 集中定数素子の抵抗値 Rp とそれらから算出される導電率 σ

DataThis Study
TheoryConductivityσ [S/m]
0.65
0.48
0.28

表 2 集中定数素子の容量値 Cp とそれらから算出される比誘電率 εr

Capacitance C p [pF]
0.5
1.0

5.1 kΩ

図 4 NaCl 溶液と集中定数素子の電圧比 V1/V3

Capacitance Cp

Resistance R p [kΩ]
2.2
3.0
5.1

7000
6000
5000
4000
3000
2000
1000
0

Relative permittivityε r81161

図 4，5 に NaCl 溶液の電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定結果を集中定数素子の測定結果とともに示す．
また，本測定により推定された NaCl 溶液の導電率と比誘電率を文献値 4,5)とともに表 3 に示す．推定値に幅がある理由は，集中定数素子の測定結果と比較して算出しているためであり，集中定数素子の測定が少ないためである．集中定数素子を増やせばより精度の高い測定が可能となるが，100 1000 kHz における人体組織のおおよその導電率が 0.01 –2.0 S/m，比誘電率が 27 - 8000 であることを考慮すれば，
本測定器が人体組織の電気定数の推定において十分有用であることが分かる．

Conductivityσ [S/m]0.28 - 0.65

Relative permittivityε r
81-161

4)

5)

79

0.476

5．豚肝臓の電気定数の測定と算出
Gabriel の比誘電率の値と比較するために，本測定器を用いて，豚肝臓の電気定数の算出を行う．
豚肝臓は人体組織と似た電気的特性を持っていることが明らかにされている 6)．豚肝臓を薄く切ったものを 2 次コイルに相当するアクリル容器に高さ 14 mm まで充填し，電圧比
V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定を行った．次に第 4 章と同様に
2 次コイルとして電気定数が既知の集中定数素子を用い，そのときの電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定を行った．集中定数素子の抵抗と容量は人体肝臓の導電率と比誘電率を考慮した上で用意した．用意した抵抗と容量の値及びそれらから算出される導電率と比誘電率を表 4，5 に示す．

― 220 ―

表 4 集中定数素子の抵抗値 Rp とそれらから算出される導電率 σ

Resistance R p [kΩ]
8.2
10.0

Conductivityσ [S/m]
0.174
0.142

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 5 集中定数素子の容量値 Cp とそれらから算出される比誘電率 εr

Capacitance C p [pF]
0.5
2
5
10
20
47

表 6 500 kHz における推定された豚肝臓の導電率 σ と比誘電率 εr 及び人体肝臓の Gabriel の実験値
Data
This Study (Porcine Liver)
Gabriel (Human Liver)

Relative permittivityε r
81
322
806
1613
3227
7583

図 6，7 に豚肝臓の電圧比 V1/V3 と位相差 θ1-θ3 の測定結果を集中定数素子の測定結果とともに示す．なお集中定数素子の結果は代表値として容量 Cp = 0.5，10 pF の結果を示した．
また 500 kHz において本測定で推定された豚肝臓の電気定数の値を Gabriel の実験における人体肝臓の電気定数の値とともに表 6 に示す．
本測定で導電率は Gabriel の実験値に近い値が推定された．しかし，比誘電率の値は推定値が 0 - 81 の間にあり，
Gabriel の実験値とは大きな差が確認された．推定値に幅がある理由は，集中定数素子の測定結果と比較して算出しているためであり，集中定数素子の測定が少ないためである．今回の結果からは少なくとも，81 よりは小さい値であることが確認できる．集中定数素子を増やせばより精度の高い測定が可能となるが，現段階の結果から人体肝臓も Gabriel の実
験値より低い比誘電率を持っている可能性が示唆された．

Voltage ratio V1/V3

14000
12000
10000
8000
6000
4000
2000
0

10.0 kΩConductivityσ [S/m]0.142 -0.174
0.148

6．比誘電率変更時の経皮電力伝送の生体影響評価
上述の比誘電率の差が，電磁生体影響の評価にどの程度影響を及ぼすか調べるために，比誘電率を変えた 2 種類の生体
組 織 に 磁 界 を 照 射 し ， そ の と き の 比 吸 収 率 （ SpecificAbsorption Rate； SAR） [W/kg]で評価を行った．SAR は
生体組織の熱の比吸収率を表し，熱作用の評価に用いられて
おり，
SAR = σE2/ρ(2)で定義されている．σ は導電率[S/m]，ρ は密度[kg/m3]である．
本解析では補助人工心臓駆動用として研究された経皮電力
伝送システムを用いた 7)．図 8 に解析モデルの概要を示す．
筋モデル表面に 1 次コイルを配置し，2 次コイルを筋モデルに埋め込んだ．1 次コイルの外径と内径はそれぞれ 90 mm，20 mm，2 次コイルの外径と内径はそれぞれ 60 mm，20 mm
である．1 次コイルと 2 次コイルは同軸上 5 mm 離れた位置に配置している．生体組織には有限要素法を，コイルにはモーメント法をそれぞれ用いて解析を行った．
前章の電気定数の推定結果を参考に筋組織の比誘電率のみを変更して生体影響を評価した．表 7 に本解析で用いた 2 つの筋モデルの電気定数を示す．Model 1 は Gabriel の実験値と同様の電気定数を持つ筋のモデル，Model 2 は前章で推定した肝臓の比誘電率が Gabriel の実験値の 2.9%であったことを参考に Gabriel の実験値の 2.9%の値の比誘電率を持つ筋のモデルである．
Evaluation Area 4
Port

Evaluation Area 2
Evaluation Area 3
Evaluation Area 1

Muscle8.2 kΩ

38 mm

Porcine Liver

0

500
1000
Frequency [kHz]Phase difference θ1-θ3[°]yx

図 6 豚肝臓と集中定数素子の電圧比 V1/V3z
図 8 解析モデル0

表 7 2 つの筋モデルの導電率 σ と比誘電率 εr

-10

Model
Model 1Model 20.5 pF Porcine Liver

-20
-30
-40

Relative permittivityε r
0 - 81
2769

10 pF
0

500
1000
Frequency [kHz]

図 7 豚肝臓と集中定数素子の位相差 θ1-θ3

Conductivityσ [S/m]0.44590.4459Relative permittivityε r3647.3106.6

図 9，10 に Model 1，2 の Evaluation Area 3 におけるSAR 分布の拡大図を示す．
1 次コイルと 2 次コイルの間で Model 1 より Model 2 の方が高い SAR の分布が確認できる．また x = 0 mm， y =35 mm， z = 5.5 mm において最大誤差 2.9%を得た．これは Model 2 において比誘電率の値が低くなることでコイル間の電界の値が高くなったことが原因であると考えられる．
この傾向は電界を用いて電力伝送を行う容量結合型伝送ではより顕著に現れると考えられる．

― 221 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Secondary Coil

5) A. Peyman, C. Gabriel and E. H. Grant, “Complex
permittivity of sodium chloride solutions at microwave
frequencies”, Bioelectromagnetics, vol.28, pp264-274,
Jan. 2007.
6) Ann P O’Rourke, “Dielectric properties of human normal,
malignant and cirrhotic liver tissue: in vivo and ex vivo
measurements from 0.5 to 20 GHz using a precisionopen-ended coaxial probe”, Phys. Med.Biol. vol. 52,no.
15,pp. 4707-4719, 2007
7) 石岡裕司， 柴建次，”空心偏平型経皮エネルギー伝送ト
ランス周辺の電磁生体影響の検討-子供モデルを用いた場
合の SAR と体内電界の解析-”, 日本 AEM 学会第 25 回
MAGDA コンファレンス， pp. 337-339, Nov. 2016

Primary Coil

図 9 モデル 1 の Evaluation Area 3 における SAR 分布

Secondary CoilPrimary Coil

図 10 モデル 2 の Evaluation Area 3 における SAR 分布
7．まとめ
人体組織電気定数の正確な測定を行うために 3 つのトランスを用いた非接触測定器を提案した．まず NaCl 溶液の電気定数の推定を行い，本測定器の有用性を評価した．その後人体組織と似た電気的な特性を持つ豚の肝臓の電気定数の推定を行った．その結果，導電率は Gabriel の実験値に近い値が推定された．しかし，比誘電率の値はは大きな差があり，
Gabriel が 2769 であるのに対し，我々は，81 程度かそれ以下であるという結果を得た．このことより人体肝臓もGabriel の実験値より低い比誘電率を持っている可能性が示唆された．また本測定で推定された比誘電率を参考に比誘電率のみを変更したときの経皮電力伝送の生体影響評価を行ったところ，比誘電率の値が低いモデルにおいて SAR の値が最大 2.9%高くなった．このことから，Gabriel の実験値を用いて評価を行う場合は，この分を補正する必要があると言える．今後は電界を用いて電力伝送を行う容量結合型電力伝送においても同様の生体影響評価を行う．
本研究に関し，COI はありません．
8．参考文献1) T. Dissanayake, D. Budgett, AP Hu, S. Malpas and L.
Bennet, Transcutaneous Energy Transfer System forPowering Implantable Biomedical Devices, ICBME 2008.
Vol. 23, pp. 235-239, 2009.
2) S. Gabriel, R. W. Lau, and C. Gabriel, “The dielectric
properties of biological tissues: Ⅱ. Measurements in thefrequency range from 10 Hz to 20 GHz”, Phys. Med. Biol.,vol.41, pp2251-2269, 1996.
3) C. Gabriel, A. Peyman and E. H. Grant, “Electricalconductivity of tissue at frequencies below 1 MHz”, Phys.
Med. Biol., vol. 54, no.16, July 2009.
4) E. Lewis, “The practical salinity scale 1978 and its
antecedents”, IEEE. Journal of Ocean. Eng., vol.5,
pp.3-8, Jan. 1980.

― 222 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）折り曲げた半円台形不平衡ダイポールアンテナにおけるスリット装荷による5GHz 遮断帯域を有する UWB アンテナ
島崎 勇登††*

越地 福朗†

越地 耕二*

東京工芸大学 大学院 工学研究科

東京理科大学 研究推進機構 総合研究院

1.

はじめに
近年，医療・ヘルスケアなどの分野において，3.1 ～ 10.6 GHz の 周 波 数 帯 を 利 用 す る Ultra
Wideband (UWB) 通信技術が，Body Area Network(BAN)技術として注目されている．しかしながら，病院などの医療機関においては，すでに院内無線
ネットワークとして，5 GHz 帯無線 LAN が利用されており，UWB 通信と無線 LAN の同時利用には混信などの課題があげられる．本研究では，過去に提案・検討された，折り曲げた UWB 不平衡ダイ
ポールアンテナ[3]に，スリットを装荷することで 5GHz
帯の混信を抑えるべく，UWB アンテナにおいて 5
GHz 帯に遮断帯域を形成する検討を行う．
2.

アンテナの構成
Fig. 1 は，本研究で提案・検討するアンテナモ
デルであり，過去に検討された折り曲げ型不平衡
ダイポールアンテナ[3]に，スリットを装荷したア
ンテナモデルである． 放射素子にスリットを形成し，5 GHz 帯においてスリットに逆相の共振電流を発生させることで，遮断帯域が形成できると
考えた．

3.

VSWR 特性

Fig. 2 に，Fig. 1 に示すアンテナの VSWR 特性の電磁界解析結果を示す．電磁界解析には，Finitedifference time-domain (FDTD)法を用いた．同図には，スリットなしの場合の VSWR 特性もあわせて示す．
Fig. 2 からわかるとおり，スリットを装荷することにより，5 GHz 帯に遮断帯域が形成され，5.35 GHz を中心周波数とする VSWR≧10 となる遮断帯域が得られた．

4.

放射パターン
Fig. 3 に，Fig. 2(b)のアンテナの放射パターンを示す．Fig. 3 からわかるとおり，3.1 GHz においては，XY 面において水平面内無指向性，および ZX
面では，ダイポールアンテナ特有の８の字の放射パターンが得られている．10.6 GHz の高周波数帯
では，放射素子の非対称化による放射パターンの若干の変形がみられるが，本アンテナがモバイル機器などに搭載されることを考えると実用上問題ないと考えられる．

Fig. 1 アンテナモデル

Fig.2 VSWR 特性― 223 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(a)XY 面(b)ZX 面
3.1 GHz10.6 GHz

Fig. 3 放射パターン

5.

まとめ

[3] 島崎勇登, 越地福朗, 越地耕二, “半円台形不平衡ダイポ

本研究では，5GHz 帯の混信を抑えるべく，UWB

ールアンテナにおける放射素子の折り曲げによる小型化”,

アンテナにおいて 5 GHz 帯に遮断帯域を形成する検エレクトロニクス実装学会, 超高速高周波エレクトロニクス討を行った．その結果，放射素子へスリットを装荷

実装研究会, 平成 29 年度第 1 回公開研究会論文集,することで 5GHz 帯で，遮断帯域を形成できること

Vol.17, No1, pp.5-8, June 2017.

がわかった．また，放射パターンにおいては，10.6
GHz 以上の高周波数帯では，放射素子の非対称化による放射パターンの若干の変形がみられるが，本アンテナがモバイル機器などに搭載されることを考えると実用上問題ないと考えられる．

謝辞

本研究の一部は， 科学研究費補助金（若手研究（Ｂ））課題番号 17K13101 によって実施されたものである．

参考文献[1] D.

Porcino,

W.

Hirt,

“Ultra-wideband

radio

technology: potential and challenges ahead”, IEEE
Communication Magazine, vol.41, no.7, pp.66-74,
July 2003.
[2] 越地福朗, 江口俊哉, 佐藤幸一, 越地耕二, “UWB 用半
円台形不平衡ダイポールアンテナの提案と検討”, エレク
トロニクス実装学会誌, Vol.10, No.3, pp.200-210, May 2007.

― 224 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 225 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 226 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）手指リハビリテーション用動作推定のための特徴量・識別器の検討
Examination of Feature Value and Classifiers for Motion Estimation in Fingers Rehabilitation○松本 航  青代敏行  堀内匡（松江高専）
Wataru MATSUMOTO, Toshiyuki AODAI, Tadashi HORIUCHI, National Institute Technology, Matsue College

Abstract: The purpose of this paper is to examine a new pattern classification method of finger motion for fingers
rehabilitation. Our method classifies surface electromyogram (EMG) signal measured on flexor pollicis longus muscle andflexor digitorum superficialis muscle. Previous methods used feature value with elaborate calculated by fourier transform,
wavelet transform or independent component analysis from multichannel EMG signal. Our method is getting feature value
with a simple calculation from simple moving average of integral EMG signal. The pattern classification experiment withtwo classifiers, k-nearest neighbor algorithm (k-nn) and neural network (NN), showed average classification rates of 77%
at k-nn and 73% at NN.
Key Words: Rehabilitation, hand motion, Motion classification
1. 緒言
脳卒中の後遺症の 1 つに上肢運動障害がある．上肢運動障害は生活の質(QOL)に大きく影響を与えるため，リハビ
リテーションが重要となる．しかし，経験豊富な理学療法
士の慢性的な不足などより，多くの患者に対して十分なリ
ハビリテーションが行われていない．そこで理学療法士の補助・代替となるリハビリテーション機器が必要である．
筋電位信号はヒトの随意的意思を伴っており，リハビリテーション効果の評価や動作生成に有用である．これまでに手指リハビリテーションの分野において筋電位信号を利用した研究が行われている (1)．また筋電義手の分野においても手指動作識別に関する研究が数多く行われている (2)，(3)．
しかし，これらの識別には 8 個以上の筋電位電極が必要であり，患者の肉体的負担や理学療法士の労力が増大してしまう．この問題に対して我々は，2 個の電極による手指動
作推定手法の検討を行っている (4)，(5)．これまでに筋電位信号総和値と確率密度関数を用いて特徴量を抽出し，k 最近
傍法(k-NN)による指動作識別実験から高い識別率を得た．
しかし，提案した手法は各指動作に対して個別の特徴量抽出式を要するため，リアルタイム性を欠いていた．そこで
本研究では，筋電位信号からの取得が容易な特徴量を新たに提案し，複数の識別器を用いて評価した．
2. 対象動作時の筋電位の取得
対象手指動作を図 1 に示す屈曲・伸展運動とし，動作時の 表 面 筋 電 位 を 取 得 し た ． 筋 電 位 電 極 に Blue Sensor
N(N-00-S ，Ambu 社製)を使用し，筋電位センサアンプに筋 電 位 信 号 (EMG) と EMG 積 分 値 (iEMG) が 出 力 さ れ る
IW2PADW(有限会社 追坂電子機器社製)を使用した．EMG，
iEMG 信号に対して，30，500Hz の 2 次ハイパス，ローパ
スアナログフィルタをかけ，マイコン ATMEGA328-PU のAD 変換を用いて 10[bit]，1[kHz]でサンプリングした．また，iEMG 信号に対して，30 点の単純移動平均(SMA)のデ
ジタルフィルタを追加した．表面筋電位の測定位置は，長拇指屈筋と浅指屈筋の直上とし，各筋に貼り付けた電極を
ch1，ch2 とした．また，筋の存在しない手首に電位基準となるリファレンス電極を貼り付けた．被験者は 19～20 歳の
健常者の男性 10 名とし，各屈曲・伸展運動を 5 回続けて行
い，合計 150 個のサンプルデータを取得した．

（a）    (b)      (c)Fig.1 Target finger motions, (a)Thumb, (b)Four fingers,(c)All fingers

Fig.2 Simple classification algorithm
3. 簡易分類アルゴリズムによる動作推定
対象動作の簡易分類アルゴリズムを図 2 に示す．対象手指動作の中で拇指の屈曲運動は長拇指屈筋による影響が最も大きい．そこで取得した iEMG 信号より算出した各 chの SMA 値のいずれかが閾値以上となった時点から N 個(N=512)までの SMA 総和値を各 ch で算出する． ch1 と ch2の SMA 総和値の比(Rate 値)を算出する．Rate 値から長拇指屈筋と浅指屈筋の活動量を比較し，Rate 値が低い手指動作を拇指動作として分類する．また，拇指以外の動作は筋電位信号より特徴量を抽出し，識別器を用いて 4 指または全指に分類する．
4. 動作開始時近傍に注目した特徴量抽出
拇指の分類は，総和値比により可能であることが確認された (5)．そこで，4 指と全指の識別に関して検討を行った．
識別に用いる特徴量は屈曲・伸展動作の動作開始時近傍に― 227 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）おける筋電位の総和値とした．動作開始時近傍は，各筋群の活動度合いが特徴量として表れると考えられる．各 chの SMA 値のいずれかが閾値以上となった時点より 51 個目
から 100 個目までの SMA 値の総和を各 ch で算出する．
N=51~100 における SMA 総和値の分布を図 3 に示す．4
指と全指には分布領域に重複が確認された．この重複区間において互いに誤識別が生じることが懸念される．そこで，
N=512 における Rate 値と各 ch が閾値以上に到達するまでの時間差分を算出した Time 値を特徴量に加え,次元の拡張を行った．図 4 は Rate 値と Time 値の分布である．2 つのSMA 総和値に Rate 値，Time 値を加えた 4 つを識別に用いる特徴量とした．
5. k 最近傍法とニューラルネットワークによる識別結果
拇指とエラーデータを除いた 98 データから取得した 4つの特徴量を用いて識別実験を行った．識別器には k 最近
傍法とニューラルネットワーク NN を使用した．k 最近傍法はユークリッド距離による識別を採用し，k=7 とした．
また，k 最近傍法の識別精度は交差検証法により推定した．
ニューラルネットワークは中間層のユニット数を 5，重み減衰を 0.5 とし，k-分割交差検証(k=2)を用いて識別した．
表 1 に従来までに得られた識別結果，表 2 に本研究で得られた識別結果を示す．NN の結果は k 分割した結果の平均値である．従来手法と比べて 4 指よりも全指の識別率が高いことが分かった．特に k 最近傍法での全指の識別率は84%であり，従来手法よりも高い識別率が得られた．しかし，4 指の識別率は両者とも従来よりも低い結果となった．
また NN より k-nn が高い識別率を示したが，両者の識別率には大きな差異は見られなかった．

Fig.3 The distribution of summation of SMA signal

6. 結言
本研究は，簡易分類により2クラス分類問題とした識別対象に対して，簡易計算から特徴量を抽出する手法を提案した．そして，新たな特徴量と複数の識別器を用いて識別実験を行った．対象動作に対する平均識別率は従来研究より低下した．しかし，全指では識別率の向上が見られた．また，識別器の違いによる識別精度の変化は見られなかった．
参考文献(1) 乾大祐，伊藤聡，佐々木実，筋電位からの手指動作推定における特徴量とSVMカーネル・パラメータについての実験的考察，日本機会学会論文集(C編)，79巻808号，pp.221-231，2013．
(2) 吉川雅弘，三河正彦，田中和世，筋電位を利用したサポートベクタマシンによる手のリアルタイム動作識別，電子情報通信学会論文誌D，Vol. J92-D，
No. 1，pp. 93-103，2009．
(3) 棒谷英法，大須賀美恵子，表面筋電信号に基いた
腕・手の動作識別-独立成分分析とサポートベクタ
ーマシンを用いて，人間工学，Vol.49，No.1，p.1-9，
2013．
(4) 松本航，青代敏行，手指リハビリテーション用パターンマッチング方法の検討，ライフサポート学会第25回フロンティア講演会予稿集，p. 77，2016．
(5) 青代敏行，松本航，堀内匡，表面筋電位信号を用いた手指リハビリテーション用パターン識別方法の検討，ライフサポート学会大会2016（LIFE2016）講演論文集，2A1-E02，2016．

Fig.4 The distribution of Rate and Time
Table1 The classification rate of previous method
Result of classification
Four
All
Rate
Thumb
fingers
fingers[%]
Thumb
Input data

49

0

0

100

0

49

0

100

0

9

40

81.6

Four
fingerAll
fingerTable2 The classification rate of new method

Input
data

― 228 ―

Four
fingerAll
fingerFour
fingerResult of classification
k-NN
NN
All
Rate
Four
All
finger[%]finger finger

Rate
[%]

35

14

71.4

15.5

9

63.3

8

41

83.6

4.5

20

81.6

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）モンテジア骨折手術後の筋電図変化
Electromyographic Changes after Surgical Treatment related to Monteggia Fracture○白石麗奈（北見工業大学）  橋本泰成（北見工業大学）
Rena Shiraishi, Kitami Institute of Technology
Yasunari Hashimoto, Kitami Institute of Technology
Abstract: Monteggia fracture with dislocation of the head of the radius is often needed a surgical operation. Even in the case that
postoperative rehabilitation is not required, the patients’ muscular strength tends to decrease. In this study, two healthy volunteers andone patient suffered a Monteggia lesion of the left arm executed 8 types of motor tasks, and electromyogram was measured from 4
forearm muscles during the tasks twice per a week for a month. In the results, the patient showed remarkable recovery in hand
movements, especially in repetitive griping task. Though our result may not have the reproducibility due to low number of subjects, we
succeeded to obtain the continual physilogical data, which has not been reported so far.
Key Words: Electromyogram, Monteggia Fracture, Rehabilitation, Dislocation

1. はじめに1.1 術後のリハビリテーション
神経系疾患患者は、2014 年において国内で 30 万人を超える (1)．神経系疾患の原因はさまざまであるが、外傷（特に骨折や脱臼）によっても神経障害が引き起こされる．手術を行わない場合、ギプスなどで皮膚の外から固定する外固定の期間が長期化し、関節可動域や筋力の低下は著しい．
そのため、リハビリテーション（以後リハビリ）の開始が遅れることも多い．受傷の程度によってはチタンなどの金属でできたスクリューやプレートで体内の骨折を直接固定
する内固定が行われる．その場合、外固定の期間は比較的短くなり、リハビリを早期に開始することができる．
内固定具は長期的な身体への影響が不明なため、抜去手術を行うことが推奨されているが、内固定具と骨が一体化していることや、手術の際に神経を傷つけてしまうことなどにより、筋力が低下する懸念もある．抜去手術後のリハ
ビリは必須ではないものの、本人が痛みや痺れを考慮しながら、日常生活動作（ADL）を回復できるような戦略を練ることが求められる．
末梢神経の障害においてのリハビリは、痛みや疲労が出ないよう慎重に行わなければならず、方法や負荷の決定が難しい．さらに、術後の筋力を経時的に計測している例はなく、リハビリが正しく実施できているのか、また正しく実施できたとしても、実際に筋力が回復したかどうかを、患者自身で判断するのは困難である．
本研究で取り上げた外傷はモンテジア骨折（図 1）と呼ばれ、尺骨骨折と橈骨頭（肘関節側）の前方脱臼をともなう．骨折、脱臼のどちらかのみであれば、手術をせず外固定すれば良いが、骨折と脱臼を併発した際は手術が必要不可欠となり、尺骨は内固定する．
 モンテジア骨折では肘関節での脱臼が起きやすく、それによってさらに橈骨神経麻痺が引き起こされることもあるが、このような外傷による橈骨神経麻痺の症例は極めて少ない．橈骨神経は主に母指および示指の伸展や外転・内転運動に関与しているから、麻痺をすると下垂手となり、手関節の伸展運動が困難になる．いくつかのリハビリ方法があるものの、基本的には麻痺手の拘縮を予防するため、手指の伸展や手関節の背屈を作業療法士がおこなわせるか、もしくは患者自身が健常手を使っておこなう．ADL が回復したとしても、関節可動域や筋力、細かい動作などを受傷
前の状態まで戻すには、意識的なリハビリが必要になる．

上腕骨

上腕骨

脱臼部分
脱臼部分

骨折部分

骨折部分

尺骨

橈骨

尺骨

橈骨

前面

側面

図 1 モンテジア骨折（右腕）(2)1.2 本研究の動機
 術後数週間は大きな負荷をかけることはできず、筋力が落ちることが多い．しかしながら、実際に筋力の計測を行い、回復過程を観察した例はない．術後の筋力の変化について定量的なデータを得ることができれば、リハビリの効
果の検証に役立つとともに、リハビリ計画の助けになると考えられる．そこで本研究では、術後の表面筋電図（EMG）
を 1 ヶ月間経時的に計測することにより、筋力回復の程度について評価することとした．また、健常者 2 名でも計測を行うことにより、表面筋電図の変化が単純な運動課題への慣れによるものではないことを明らかにすることを目的
とした．
2. 方法
2.1 被験者
 本研究では 22 歳、女性、左前腕橈骨神経麻痺患者 1 名お
よび、対照例として平均年齢 21.5 歳、男性、健常者 2 名を被験者とした．
麻痺患者は 2015 年 1 月（本研究に参加する 22 ヶ月前）

― 229 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）に左前腕モンテジア骨折を発症し、橈骨神経麻痺を併発した．その手術の際、尺骨の内固定を行った．受傷から約 1
年 10 ヶ月後、内固定具の抜去手術を行った．また、術後約2 週間は傷の痛みや痺れを感じており、力を入れづらい状態であった．
計測とともに筋力リハビリを抜去手術後 16 日から開始
した．腹筋運動、背筋運動、腕立て伏せ、スクワット、体幹トレーニングなどの全身の運動と並行して、計測に関連する訓練も実施した．手関節の運動には、初めの 1 週間は500 g、その後は 1 kg の重りを使用した．示指の外転・伸展には輪ゴムを用いた．強度を増すため輪ゴムは二重にし、示指と中指の第 1 関節まで装着した後、運動を開始した．
全ての筋力リハビリにおいて 1 セットを 30 回とし、合計
で 3 セット行った．これらは計測が終了するまでの間、週5 回のペースで実施した．
健常者は 2 名とも日常的に週 3～4 回のペースで約 1 時
間の筋力トレーニングを行っていた．主なものとしては、
ベンチプレス、腹筋運動、背筋運動であった．また、週に4 回、1 時間程度の全身運動をおこなった．
被験者は、口頭・文書による研究の説明を受けて研究に同意した．また本研究の研究プロトコルは、北見工業大学
工学部の人を対象とする研究倫理審査委員会で承認を受けている．

運動、示指を重力に逆らって上方に動かす伸展、この 4 つの運動における最大随意収縮をそれぞれ 1 試行、握力計測
を 2 試行、手を 1 秒ごとに素早く開く運動を 25 秒間行う
課題を 5 試行、手をできるだけ速く握る・開く動作を 25 秒
間繰り返す課題（以後開閉動作課題とする）を 2 試行、示
指を少し伸展した状態を 60 秒間維持するものを 2 試行、行った（図 3）．一連の計測にかかった時間は毎回約 30 分程度であった．また毎回の計測後、被験者に対し疲労の有無について口頭で確認した．

開始
手の伸展(最大随意収縮)
手の屈曲(最大随意収縮)

示指の外転(最大随意収縮)

示指の伸展(最大随意収縮)

2.2 計測および解析
 被験筋は橈側手根伸筋、橈側手根屈筋、第 1 背側骨格筋、
固有示指伸筋の 4 つとし、それぞれに直径 9.0 mm の銀－
塩化銀電極を電極中心間距離は 2 cm として 2 つずつ貼付し、双極導出した（図 2）．
橈側手根伸筋

握力(2 試行)
手の握り・開き 25 秒 1 Hz (5 試行)

手の握り・開き 25 秒 最高速度(2 試行)

固有示指伸筋

示指の伸展 60 秒保持(2 試行)終了
橈側手根屈筋

図 3 運動課題

第 1 背側骨格筋

2.4 積分筋電図
 解析には積分筋電図を用いた．まず、計測した表面筋電図を全波整流して、整流した波形をローパスフィルリング
し た ． フ ィ ル タ し た 信 号 を 一 般 的 に は ARV （ Average
Reflectified Value）と呼ぶが (3)、本研究では積分筋電図と呼称する．

図 2 電極位置（左前腕） 筋電図の計測には生体信号計測器（g.USBamp, g.tec 社,
オーストリア）を、握力の計測にはアナログ握力計（握力計スメドレー, 松宮医科精器製作所）を用いた．筋電図のサンプリング周波数は 2400 Hz とし、AD 変換前のバンド
パスフィルタリングは 2-1000 Hz とした．
また麻痺患者においては、抜去手術後 7 日から 30 日まで計測を行った。
2.3 運動課題
手関節の伸展、屈曲（背屈）、示指を母指側に動かす外転

3. 結果
3.1 積分筋電図
 開閉動作課題中の積分筋電図に関して、図 4 に術後 1 回目の計測における麻痺患者の 2 試行目、図 5 には術後 8 回目の計測における麻痺患者の 2 試行目の結果を示す．
 術後 1 回目（図 4）は、積分筋電図の振幅が全体的に小さかった．しかしながら、術後 8 回目（図 5）では全体の振幅が大きくなった．特に第 1 背側骨格筋においては 1 回
目よりも波形が滑らかになった．
 術後 8 回目（図 5）の結果では、橈側手根伸筋および固有示指伸筋において、10 秒以降にわずかながら振幅の増大― 230 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.2 手の開閉運動（最大速度）および握力
 健常者および麻痺患者での開閉動作課題中における、開閉回数の経時的変化を図 6 に示す．開閉回数は積分筋電図から算出した．開閉回数はほぼ直線的に増加していた．
 表 1 から、健常者での回帰直線の傾きは 2.65、麻痺患者
では 3.98 であった．R2 値は健常者において 0.86、麻痺患者においては 0.94 であるから、麻痺患者の方がより直線的に手の開閉回数が上昇していることが分かった．さらに、1 日目と 22 日目の回数を比較すると、健常者では 1.24 倍だったのに対し、麻痺患者は 1.52 倍であり、麻痺患者のほうが上昇率は高かった．
 図 7 に健常者および麻痺患者における握力の経時的変化を示す．麻痺患者では計測を開始してから 10 日後までは上昇が見られたが、それ以降、顕著な上昇は見られなかった．また、健常者については大きな変化はなかった．

電圧[μV]が見られる．
 また健常者は運動後、総指伸筋や橈骨手根屈筋など、伸筋・屈筋関係なく前腕に疲労を感じ、手指にはほとんど疲
労を感じなかったと報告した．それに対し麻痺患者は、運動後は手や指に疲労を感じ、前腕での疲労はほとんどなかったと報告した．

120
100
回数

80
60

健常者

40

麻痺患者

20
0

実施日
図6 手の開閉回数
図 4 1 回目の計測における麻痺患者（2 試行目）
表 1 健常者と麻痺患者の比較
グラフのR2 値 (*)
1 日目と22 日目の比
傾き
2.65
0.86
1.24
健常者
3.98
0.94
1.52
麻痺患者

握力[kg]

電圧[μV](*)決定係数（その近似曲線がどの程度当てはまっているか
の目安 

50
45
40
35
30
25
20
15
10
5
0

健常者
麻痺患者

実施日
図7 握力

図 5 8 回目の計測における麻痺患者（2 試行目）

4. 考察
 本研究では、左前腕モンテジア骨折にともなう内固定抜
去手術後の筋力回復について筋電図計測を行うとともに、― 231 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）健常者との比較により、運動に対する慣れが筋電図変化にどの程度影響を与えているのかを評価した．
 麻痺患者の開閉動作課題の結果から、計測を始めた直後よりも最終日の方が積分筋電図の振幅が増大した．さらに開閉回数が 1 ヶ月の間に約 1.5 倍になったことがわかった．開閉回数の増加が見られた要因は、運動課題に対する慣れや運動学習による効果が一因であると考えられる．本研究で設定した開閉動作は、日常生活においてはほとんど実行されることはない．そのため、計測前は健常者および麻痺患者、双方で未学習の状態にあり、計測を繰り返すことで、より効率的な運動へと変化して回数が増加したと考えられる．開閉運動の回数を増やすために重要なのは、一度収縮させた筋を素早く弛緩させることであり、瞬間的な収縮と瞬間的な弛緩をリズミカルに繰り返すことができれば、回数を増やすことができる．実際に、積分筋電図の波
形は、振幅の顕著な増大があり、積分筋電図は発揮張力とほぼ等しくなるので、弛緩と収縮の差が大きくなっている
ことを示している．
一方で、麻痺患者と健常者を比較するとその回数の上昇
率は、麻痺患者のほうが高かった．この結果は運動に対す
る慣れだけでは説明しにくい．この結果には、麻痺側における神経系の改善が影響している可能性がある．普段ほとんど使用しない筋を急激に使用することによる肉離れなどを引き起こさないよう、脳がコントロールしていることや、
速筋線維（大きな力を発揮するための筋線維）を用いる機会がなかったことが、麻痺患者における開閉動作の回数が健常者よりも顕著に上昇した原因であると考えられる．また、筋力トレーニングにより脳からの抑制が解除されることがあり (7)(8) 、そのために発揮張力が向上したとも考えられる．また、術後の痛みや痺れが軽減されたことも関与している可能性もある．
 麻痺患者は図 5 に示した術後 8 回目の計測では、多少ではあるが 10 秒以降において振幅の増大が見られ、それは疲労によるものと思われる．しかしながら、麻痺患者は前腕ではなく手や指に疲れを感じたと報告した．これは、開閉動作に対する脳からの抑制が徐々に解除されたことによって発揮できる筋力が増加し、疲労を感じづらくなっていたのではないかと考えられる．
 健常者と麻痺患者における違いを正確に比較するためには、運動強度を一定にすることや、運動課題や計測日の間隔を一定にすることが求められる．本研究の計測においては、麻痺患者の痛みや痺れを考慮しながら運動課題間に休息を設けた．今後は健常者や麻痺患者の被験者間において同じ条件にすることで、さらに良い結果になることを期待
したい．

参考文献
(1) e-stat 政府統計の総合窓口 患者調査 平成 26 年患者調査 上巻 第 3 表（その 2） 推計患者数の年次推移，
入院－外来×傷病分類別（平成 8 年～26 年）2015 年 12 月
17 日公表(2) 川島敏生(2012)「ぜんぶわかる筋肉・関節の動きとしくみ事典」成美堂出版
(3) 木塚朝博ほか (2013)「バイオメカニズム・ライブラリ
ー：表面筋電図」, 東京電機大学出版局(4) 三田勝巳 (1991)「筋電図計測」,BME, Vol.5, No.1, p3340(5) 大地陸男 (2007)「生理学テキスト第 5 版」, 文光堂, p28(6) 石井直方 (2001)「筋と筋力の科学②・筋を鍛える」, 山
海堂(7)神崎素樹・宮村実晴編著(2010)「運動生理学のニューエビデンス」真興交易
(8) 眞野行生(1994)「筋疲労について」リハビリテーシ
ョン医学Vol.31, No.9

5. まとめ 本研究では、左前腕モンテジア骨折にともなう内固定抜
去手術後の筋活動と手の動作のパフォーマンス変化を、筋電図などを用いて調査した．結果として、開閉動作課題では時間経過とともに可能な試行回数が増え、この運動課題
が術後の回復を評価する上で適切である可能性を示した．
本研究は被験者が健常者 2 名、麻痺患者 1 名という限定的な結果ではあるが、これまでに報告のない生体データが得られたものといえる．計測における時間間隔や強度などのパラメータを細かく設定することで、より正確な結果が得られるだろう．

― 232 ―

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参考文献

	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
  	
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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）足底部と下肢筋への振動刺激がヒト立位姿勢に及ぼす影響㻌㻌
Effect of Vibratory Stimulation to the Lower-Limb Muscle and Plantar Sole in Human Erect Standing○小林裕貴㻔芝浦工業大学㻕，山本紳一郎㻌 㻔芝浦工業大学㻕㻌 㻌 㻌㻌Hirotaka KOBAYASHI, Shibaura institute of technology
Shin-ichiroh YAMAMOTO, Shibaura institute of technology
㻌
Abstract: In human, visual, vestibular and proprioceptive sensation input from whole body are integrated and used to maintain the erect

standing. It is well known that the one of the ways to evaluate the proprioceptive sensation effect for postural stable is the vibratory stimulation.
The aim of our study was to evaluate the effect of postural change by adjusted vibrations which were quantified the vibratory frequencies,
vibratory intensity, and vibratory amplitude. Using the monitored system, four vibratory frequencies that we applied in this experiment were
adjusted to 0.05[mm]. 21 young-adults were included. In results, Heel and Tibialis anterior (TA) vibration evoked forward leaning. On theother hand, Toe and SOL vibration induced backward leaning. The increase of the postural changes during lower limb vibration was bigger
than the change during plantar sole vibration. It was suggested from the results that lower limb muscle contribute to input afferent information
to maintain standing more than plantar sole.
Key Words: Vibratory Stimulation, Postural,
1．背景・目的
ヒトは視覚・前庭感覚・固有感覚からの情報を統合処理することで姿勢を保持している．なかでも固有感覚が姿勢制御に重要な役割を担っていることが先行研究で報告されている．1) この姿
勢保持に重要とされる固有感覚のみを直接的に変調させ，姿勢バランスを検証する研究に振動刺激が用いられている．㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 㻌Kavounoudias らは，足底部の感覚器に振動刺激を印加した際の，感覚器の働きと姿勢保持機能について調査した．2)その結果，
踵への振動刺激は前方，つま先への振動刺激は後方への姿勢変調を報告しており，振動刺激の周波数における姿勢変調の増Fig.1㻌 振幅計測結果
減があることを報告した．しかしながら，彼らの報告では振動周波
㻌 (a)から振動子の押す力を一定にした時の振動子の振幅は周波数は明示しているが，振動子の押す力と固有感覚情報の関係は数が上がるごとに減少する結果となった．このことから昨年度の明示していない．また，振幅は明記されているものの周波数間で印加実験では 0.10～0.02[mm]の振幅で実験が行われたことがいの統一は出来ていない．
える．Fig.1 (b)に本実験で使用する振幅を 0.05[mm]にしたときの振動強度は物を押す力と振幅に分けられ，筆者らはこれまで，各周波数の押す力の値を示した．結果から、押す力を調節する
押す力を定量化し，振動刺激を下肢筋群の筋紡錘，足底感覚器
ことで振幅の調節が可能となった．振幅を最大 0.2[mm]まで調節をターゲットとして印加することで起こる姿勢変調を数値化し，姿することが可能だったが，本実験では使用する振幅は 0.05[mm]勢保持機能を評価してきた．その結果，各振動部位(主として下とした．理由として押す力を大きくすることで振幅を大きく出来る
肢筋群の筋紡錘，足底感覚器)に同時刺激を行うと踵(Heel)よりが，大きすぎる振動は被験者が不快感を訴えたことがあったため，
つま先(Toe)の感覚感度が高いことが示唆された．3)
押す力を考慮して判断した結果 0.05[mm]とした．
しかし，押す力は一定にできたが振動時の振動子の振幅を明3．振動印加実験
確に示していなかった．そこで本研究では，振幅を定量化し，下システム構成・実験内容
3．1
肢筋と足底部に振動刺激を個別に印可し，感覚情報の変化によ㻌 被験者は健常成人男性 15 名．印加する振動子の振動は事前
る姿勢保持への影響を検証すること，振幅を一定に調節した状に振動刺激強度調節システムを用いて周波数間 (40, 60, 80,
態での姿勢変調の検証することを目的とした．
100[Hz])で 0.05[mm]に調節した．全体の計測時間を 20[sec]とし，2．振幅計測実験
そのうち振動刺激を 10[sec]間印加して姿勢変調を誘発させた．
2．1 システム構成・実験内容
刺激部位は両足の足底部{踵,つま先}，下肢筋{前脛骨筋,ヒラメ
㻌 振動子の入力信号はファンクションジェネレータ(横河メータ＆筋}とし，すべて 5 試行ずつ，全 80 試行行った．被験者は，振動インツルメント,FG110)を用いて生成し，アンプ(Roland,SRA-50)を子(Vibration)が埋め込まれた発泡ポリスチレンボックス上に裸足用いて増幅させた．振動子(Acouve Laboratory,Vp416)を床反力で立位した．実験は閉眼で行われた．また、直立姿勢の動きを足計(KISLER,9286AA)に固定し，NI cDAC を介して押す力を計測
関節および股関節まわりに制限するため，被験者は膝固定装具
した．振幅は振動分析器(RION,VA-12)を用いて計測した．
を装着した．本実験を行うにあたって各被験者にはできるだけリ㻌 本 実 験 で は ， 押 す 力 (8N) を 一 定 に し た 状 態 で ， 各 周 波 数
ラックスし，振動刺激による姿勢変調に対して逆らわないように指(40,60,80,100[Hz])の振動子の振幅を計測した．その後，振動印示した．身体重心(COM)，足関節角度，股関節角度，速度を算
加実験で印加する振動の振幅を精査した．
出するために，被験者の身体左右十四ヶ所(中足骨・外踝・外側
2．2 振幅計測結果・考察
踝・大転子・上前腸骨棘・肩峰・頭頂部・後頭部)に反射マーカを
㻌 昨年度の研究にて押す力が 8[N]に統一したときの振幅の値を取 り 付 け ， マ ー カ 位 置 を 三 次 元 動 作 解 析 シ ス テ ム (Motion
Fig.1 (a)に，(b)に本実験で使用する振幅を 0.05[mm]にしたとき
Analysis，MAC3D)で計測した．また圧力中心(COP)を算出するの各周波数の押す力の値を示した．
ために床反力計を使用した．Fig.2 に実験システムを示した．

― 243 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Anterior
Posterior

The integration

value of COM[mm s]

50

-50

Heel

40

60

Toe

80

100

40

周波数 [Hz]

60

80

100

Fig.3㻌 COM 加算平均波形（N=15）1) Fransson P, Adaptation of multi-segmented body movements during
vibratory proprioceptive and galvanic vestibular stimulation, Journal of
Vestibular Research, Vol. 17, pp. 47–62, 2007.
2) A Kavounoudias et al, Foot sole and ankle muscle inputs contributejointly to human erect posture regulation, J of Physiology, pp. 869-878,
2001
3) Y Okumura et al, SEATUC, 20164) Cordo PJ, Gurfinkel, Brumagne S, Flores-Vieira C, Effect of slow,
small,movement on the vibration-evoked kinesthetic illusion. Exp Brain
Res, Vol. 167, pp. 324–334. 2005.

― 244 ―

Anterior

value of COM[mm s]

Fig4 各周波数での振動印加中の平均 COM 変位（N=15）50

Posterior

4．まとめ・展望㻌 足底部と下肢筋への振動刺激を印加することで姿勢変調がみられた．また，筋繊維組成の違いにより，刺激部位によって姿勢変調の傾向が異なることが示唆された．今後は与える振動を考慮
し，振動刺激による固有感覚情報の変化を調査していきたい．
参考文献

Fig.2 実験システム構成

The integration

3. 2 実験結果・考察
㻌 Fig.3 に被験者 15 名の各 5 試行分の COM，COP 加算平均波形の典型例を示した．姿勢変位量をみると TA は高周波数の時，COM 変位量がより大きくなり，SOL では低周波数のとき COM の変位量がより大きくなることがわかった．また，SOL では高周波数（80，100[Hz]）のとき COM の変位はほとんど見られなかった．この傾向は TA と SOL の筋繊維組成の違いによると示唆される．
TA は速筋の割合が多く，速筋の周波数特性と筋繊維の関係か
ら高周波数の時，反応が起こりやすい．そのため，特に高周波数の時には大きな筋収縮が起こり，変位量が増加したといえる．一方，SOL は遅筋の割合が多く，低周波数の時は反応が起こりやすいことから，40[Hz]時に変位量が最も大きかったことが示唆される．足底部の Heel はすべての周波数で前方への姿勢変調が見られたが周波数間での姿勢変調の変化は見られなかった．
Toe を見ると，40，60[Hz]ではほとんど姿勢変調がみられなかったが，80，100[Hz]では，わずかではあるが姿勢変調が見られた．
足底部と下肢筋の COM の変位を比較すると下肢筋への振動刺激がより大きな COM 変位を誘発したことから，下肢筋が足底部よりも立位姿勢を維持する際に寄与していることが示唆される．Toeの姿勢変調が小さいことから，足底部に印加する振動刺激として振幅が 0.05[mm]では姿勢変調を起こすには不十分だったと示唆される．このことから今後は，実験する際には振幅を考慮する必要があるといえる．
㻌 Fig.4 に各周波数での振動印加中の COM の平均変位を示した．下肢筋を見ると TA では低周波数（40,60[Hz]）よりも高周波数(80,100[Hz]) の 平 均 変 位 の ほ う が 多 い こ と が 示 さ れ た ． ま た
60[Hz]と 80[Hz]の間で有意差が見られた．SOL では周波数が増加するほど COM の平均変位が小さくなる傾向が見られた．
㻌 足底部の Heel では周波数の違いによる COM の変位がほとん
ど見られなかったが，Toe では周波数が上昇するほど COM の平均変位が先行研究と同じで後方へ変位することが示された．
㻌 Fig.5 に SOL の各時間（秒）の平均 COM の速度を表した．グラ
フか 60，80，100[Hz]の振動印加開始時から 1 秒後に COM の速度が後方に有意に変化したことがわかる．また，振動印加終了時に COM の速度が有意に変化したことがわかる．このことから振動子が固有感覚を刺激して姿勢変調が起こるまでには個人差はあるが 1 秒前後のタイムログがあることが示唆される．また，Fig.3 のToe の高周波数（80，100[Hz]），SOL の波形を見ると振動印加後の COM の変位が振動印加前の位置よりも前方に変位していることがわかる．本実験は外乱印加中目を閉じて行っていることから，各被験者は振動印加による固有感覚情報の変化から位置の錯覚を起こしていることが示唆される．これは Cordo らの先行研究と一致している．4)また，この反応は後方の変化時に起こっていることから前方への外乱よりも後方への外乱のほうが位置による錯覚が起こりやすいことが示唆される．

-50

Heel

40

60

80

Toe

100

40

周波数 [Hz]

60

80

100

Fig5 SOL の各時間（秒）の平均 COM の速度（N=15）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ヒト 3 関節腕到達運動における手関節フリージング制御戦略
Hand-Joint Freezing Strategy in Human Three-Joint Arm’s Reaching Movements○ 北畠周（群馬大）

大井伸天（群馬大）

松井利一（群馬大）

中沢信明（群馬大）

Shu Kitabatake, Gunma University Nobutaka Oi, Gunma University
Toshikazu MATSUI, Gunma University Nobuaki NAKAZAWA, Gunma University
Abstract: This research clarifies the hand-joint control strategy in terms of muscle activity through measuring myoelectric
signals of agonist and antagonist muscles attaching to the elbow and hand joints during three-joint arm’s reaching
movements. Consequently, the following results are obtained: (1) the difference in myoelectric potential between agonist
and antagonist muscles attaching to the elbow joint is relatively large, and the myoelectric potential levels of the bothmuscles increase with the speed of reaching movements; (2) the difference in myoelectric potential between agonist andantagonist muscles attaching to the hand joint is small in a state of freezing, and the both muscles’ myoelectric potential
levels increase with the speed of reaching movements; (3) the hand joint lags in muscle activity behind the elbow joint, andthe time lag decreases with an increase in the speed of reaching movements. These results suggest that hand-joint freezing
is caused by high stiffness based on agonist and antagonist muscles in co-contraction, and that there can exist a hand-joint
feedback control mechanism based on the speed or acceleration of reaching movements.
Key Words: Reaching movement, Hand joint, Myoelectric potential, Agonist, Antagonist, Co-contraction, Freezing
1. 緒言
手関節を含むヒト 3 関節腕の到達運動の実測では，意図的に手関節を動かす場合を除いて手関節はほとんど動かないことが示されている (1)．これは，手関節制御機構が他の関節と異なる特性を持つからであり，手関節も含めたヒト腕の運動制御機構を解明するには，手関節制御戦略の解明が必要となる．ヒト腕の 2 点間到達運動に関しては，これまでに躍度最小モデル(2)，トルク変化最小モデル (3)(4)，エネ
ルギー最小モデル(5)(6)，分散最小モデル (7)などの手関節を含
まない 2 関節最適制御モデル（肩，肘の 2 関節）が提案され，2 点間到達運動特性の再現に有効であることが示された．しかし，これらのモデルは手関節を考慮していないので，根本的に手関節制御機構の議論はできない．手関節も考慮した 3 関節腕モデル（肩，肘，手首の 3 関節）としては，到達運動で手関節がほとんど動かない実測特性がフリージング現象（主働筋と拮抗筋の共収縮により手関節の剛性を高める (8)~(11)）に起因するとの考えの下に，これをフィードバック制御でモデル化し，エネルギー最小規範とトル
ク変化最小規範を組み合わせた評価関数を最小化する最適制御モデルが提案され，ヒトの 3 関節腕の 2 点間到達運動特性の再現に有効であることが示された (1)．さらに，手関節フィードバック制御モデルと実際の手関節制御機構の間の生理学的対応関係を考察した結果，主動筋と拮抗筋の共収縮が生じ，両張力の和で表わされる手関節トルクと到達運動により手部に働く慣性トルクが相殺されることで手関節がほとんど動かないことが示唆された(12)．これを実証するためには，手関節フリージング特性を筋活動の観点から検証する必要があるが，従来の研究例は見当たらない．
上記観点から，本研究では，ヒト 3 関節腕の到達運動を行なう際の肘関節と手関節を動かす主導筋と拮抗筋の筋電位信号を実測し，筋活動の観点から手関節制御戦略を検討する．具体的には，主導筋と拮抗筋の筋電位パターンの比
較と到達運動速度との関係，及び，肘関節筋と手関節筋の筋電位パターンの応答時間の違いに基づいて手関節制御戦略を検討する．その結果，(1) 肘関節では，主動筋と拮抗筋の筋電位の差が比較的大きく，到達運動速度の増加に伴い両筋の筋電位レベルは増加すること，(2) 手関節では，

主動筋と拮抗筋は共収縮状態となるため両筋の筋電位の差は小さく，到達運動速度の増加に伴い両筋の筋電位レベルは共に増加すること，(3) 手関節は肘関節よりも筋活動が遅れ，到達運動速度の増加に伴いこの遅れ時間は減少する
ことが示される．以上の結果は，自由な到達運動では，手関節の主導筋と拮抗筋の共収縮により手関節剛性が強まる
ことで手関節フリージングが生じること，手関節に到達運
動情報（速度または加速度）を用いたフィードバック制御機構が存在することを示唆する．
2. 実験システムと実験方法
2.1 ヒト 3 関節腕の到達運動の実測
図１は，2 点間到達運動軌道を実測する為の実験システ
ムであり，被験者は椅子に座り，実験台に埋め込まれた緑
色 LED で表示される到達目標点に向かって手先を到達させる運動を行った．図１には，2 点間到達運動の始点（S1又は S2）と到達目標点（T4〜T6）の位置関係も表示してある．被験者の肩関節と肘関節と手関節と手先には赤色
LED が取り付けられており，上空に設置された hi-vision ディジタルビデオカメラ（60 frames/sec）で赤色 LED の動きを撮影し，画像解析により到達運動の始点（S1 又は S2）から到達目標点（T4〜T6）までの軌道を導出された．但し，座標原点を被験者の肩に設定した．到達運動は順方向と逆方向からなり，順方向の場合は始点が S1 で到達目標点がT4, T6 であり，逆方向の場合は始点が S2 で到達目標点が― 245 ―

T6

S2

T4
S1
(T2)

Fig.1

Experimental setup for measuring two-point
reaching movements.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）T2，T4 である．LED の点灯時間は 1 msec 単位で計算機制御可能である．順方向と逆方向の２点間到達運動軌道の実測は以下の手順で行った．
(1) 始点 LED（S1 又は S2）が点灯したら，手先を始点 LED（S1 又は S2）に移動する．
(2) 2 つの目標点の内の１つがランダムに選択された LEDが点灯したら直ちに手先をその位置まで移動する．
(3) 上記(1)~(3)を 3 種類の到達運動速度（fast，normal，slow）
で繰り返す．
被験者は 2 名（S.A., T.A.）であり，4 目標点のそれぞれに対する到達運動を 10 回ずつ行ない，これを 3 種類の運動速度で繰り返すので，順方向到達運動と逆方向到達運動で各々合計 60 回ずつ実測した．実験は暗室の中で行い，被験者の体を椅子に固定し，右の肩と肘と手首が自由に動かせる状態で，肩の高さの水平面内で到達運動を行った．各LED の位置は，ディジタルビデオカメラ画像を画像解析することにより算出し，手先と手関節の LED の座標値から手部姿勢角を導出した後，逆運動学を用いて肩関節角度と肘関節角度の算出，及び手関節角度を導出した．肩，肘，手首の関節角度データを 1/60 sec から 1 msec 間隔のデータに増やす為に，始点と終点の関節角度と角速度と角加速度を保存する条件を付加した最小 2 乗法を用いて多項式近似を行い，データを補間した．
2.2 筋電位信号の実測
図２は，到達運動軌道の実測と並行して行なわれる肘関節と手関節の主導筋と拮抗筋の筋電位を実測するシステム
である．筋電位信号の実測は，被験者の右腕の 4 つの筋に筋電信号測定装置（追坂電子機器 P-EMG plus）の乾式表面
筋電位センサ（差動計測なので，電極は 1ch で２つ）を取り付け，到達運動中の筋電位を測定した．アース電極は肘に取り付けた．実測に用いた筋は，手関節の背屈と掌屈を行なう右腕前腕の長橈側手根伸筋（ch.1）と尺側手根屈筋（ch.2），肘関節の伸展と屈曲を行なう右腕上腕の上腕三頭筋（ch.3）と上腕二頭筋（ch.4）である．筋電信号は，サン
プリング周波数 2 kHz，分解能 14 bit で取得され，全波整流の後に平滑化処理を行なった．被験者は 2 名（S.A., T.A.）
であり，4 目標点のそれぞれに対する到達運動を 10 回ずつ行ない，これを 3 種類の運動速度で繰り返すので，順方向
到達運動と逆方向到達運動で各々合計 60 回ずつ実測した．
3. 実験結果
4. 3.1 到達運動実測結果
図３は，撮影したビデオ画像から画像処理により導出した 2 点間到達運動の実測軌道（被験者 T.A.）の例であり，
10 回分の実測結果（運動速度 normal）が重ねられている．
(a) hand paths(S1T6)

0.5

wrist

y [m]

0.4

S1

0.3
0.2
0.1
0

wrist
shoulder

-0.1
-0.2

Fig. 3

0.2

x [m]

0.4

2

Fig. 20.5

0.6

Myoelectric signal measurement system(Oisaka Electronic Equipment P-EMG plus)

3.2 筋電位実測結果
図４は，到達運動速度をパラメータとする肘関節の主導筋と拮抗筋の筋電位時間応答特性を表し，(1)は始点 S1 から目標点 T6 への順方向到達運動の場合，(2)は始点 S2 から
目標点 T4 への逆方向到達運動の場合，(a), (b)は各々肘関節の伸展と屈曲を行なう右腕上腕の上腕三頭筋（ch.3）と上腕二頭筋（ch.4）に対する結果である．３種類の到達運動
速度（fast, normal, slow）に対する筋電位時間応答特性は，見易くするために応答の始まりを一致させてある．また，
図中の到達運動速度表示の横の数字は正規化筋電位（筋電位と最大筋電位の比）の最大値（%表示）を表す．図４から以下の結果が得られた．
(1) 順方向到達運動（S1T6）の場合，筋電位最大値は到達運動速度の増加に伴い増加し，上腕二頭筋の正規化筋電位の最大値と上腕三頭筋の正規化筋電位の最大値は，多少の差はあるもののほぼ同程度であった（共収縮状態）．
(2) 逆方向到達運動（S2T4）の場合，筋電位最大値は到達運動速度の増加に伴い増加する傾向を示し，上腕三頭筋の正規化筋電位の最大値の方が，上腕二頭筋の正規化
筋電位の最大値よりも明らかに増加した．
2.5(b) joint angle profiles (S1T6)(elbow)(shoulder)0-1

Referencecable

図３(a) は始点 S1 から目標到達点 T6 への順方向到達運動
軌跡，(b)は始点 S1 から目標点 T6 へ向かう順方向到達運動の 3 関節角度特性，(c)は始点 S2 から目標点 T4 へ向かう逆
方向到達運動の 3 関節角度特性である．図３から，到達運
動軌跡は従来結果 (1)と同様に，わずかに外側へ湾曲する傾向が見られた．関節角度特性では，肩と肘関節角度は時間と共に大きく変化しても手関節角度はほとんど変化しない特性がみられ，この特性は目標点や運動方向や運動速度に依存しなかった．この手関節角度特性は，フリージングのような手関節を動き難くする制御戦略が手関節に存在することを意味すると考えられる．

1.5
1P-EMG plus
Measuringcables(wrist)

-0.5

elbow
0

2.5

A/D converter

Personalcomputer

0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

time [sec]2Joint angle [rad]T6

Joint angle [rad]0.6

Measuring
electrodeUSBconnection cable

1.5
1
0.5
0
-0.5
-1

(c) joint angle profiles (S2T4)(elbow)(shoulder)(wrist)0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

time [sec]Experimentally measured trajectories of two-point reaching movements (subject: T.A.).

― 246 ―

Myoelectric potential [V]LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）0.08

fast: 25.1 %0.06

normal: 11.9 %normal: 10.7 %
0.04

0.02

slow: 6.1 %slow: 10.8 %

0.01

0.02
0.00

fast: 29.7 %0.03(a) biceps brachii muscle (ch. 4)
0

2

4

6

8

10

14

12

0.00

(b) triceps brachii muscle (ch. 3)
0

2

4

6

8

10

12

14

Time [s]Time [s]Myoelectric potential [V](1) leftward movement: start point (S1)  target point 6 (T6)0.03

fast: 4.5 %

0.03

slow: 11.6 %

0.02

0.02

normal: 2.5 %slow: 3.0 %

0.01

0.00

fast: 28.5 %0.01(a) biceps brachii muscle (ch. 4)
0

2

4

6

8

10

12

0.00

normal: 13.5 %(b) triceps brachii muscle (ch. 3)
0

2

4

6

8

10

12

Time [s]Time [s](2) rightward movement: start point (S2)  target point 4 (T4)

Fig. 4

Myoelectric potential characteristics of agonist and antagonist muscles attaching to the elbow joint as a parameterof reaching movement speed (subject: T.A.).

Myoelectric potential [V]

結果(1), (2)共に，筋電位最大値が到達運動速度の増加に伴い増加する傾向を示すのは，到達運動速度を増加させるのにより大きな筋張力を発揮する必要があるからである．結果(1)で上腕三頭筋（ch.3）と上腕二頭筋（ch.4）の筋電位がほぼ同程度（共収縮状態）だったのは，図３から分かる
ように，順方向到達運動（S1T6）では肘関節がほとんど動かないからである．これと対照的に，結果(2)で上腕三頭筋（ch.3）と上腕二頭筋（ch.4）の筋電位が同程度（共収縮状態）ではなく，上腕三頭筋（ch.3）の張力の方が増大したのは，図３から分かるように，逆方向到達運動（S2T4）では肘関節が伸展する方向に動くからである．
図５は，到達運動速度をパラメータとする手関節の主導筋と拮抗筋の筋電位時間応答特性を表し，始点 S2 から目
標点 T4 への逆方向到達運動の場合，(a), (b)は各々手関節の背屈と掌屈を行なう右腕前腕の長橈側手根伸筋（ch.1）と尺側手根屈筋（ch.2）に対する結果である．3 種類の到達運動速度（fast, normal, slow）に対する筋電位時間応答特性は，見易くするために応答の始まりを一致させて表示した．
また，図中の到達運動速度表示の横の数字は正規化筋電位0.20（筋電位と最大筋電位の比）の最大値を表す．図５から，筋電位最大値は到達運動速度の増加に伴い増加し，長橈側手根伸筋（ch.1）の正規化筋電位の最大値と尺側手根屈筋（ch.2）の正規化筋電位の最大値は，多少の違いはあるもののほぼ同程度となる（共収縮状態）ことが分かった．上記結果で，長橈側手根伸筋（ch.1）と尺側手根屈筋（ch.2）の筋電位が同程度（共収縮状態）になっているのは，図３から分かるように，手関節がほとんど動かないからである．
到達運動速度の増加に伴い，共収縮を維持した状態で筋電位最大値が増加するのは，手関節の剛性が強まることを意味する．到達運動速度の増加に伴い手関節剛性が強まるのは，到達運動速度の増加が手関節に働く外力（慣性トルク）を増加させ，これが手関節を曲げようとするので，これを防いで手関節角度をほぼ一定に保つ（フリージング）ためであると考えられる．また，到達運動速度に依存して手関
節剛性が変化する結果は，到達運動により腕が動いたときの速度あるいは加速度の情報に基づいて手関節が制御されていること，即ち，腕の速度情報あるいは加速度情報が手関節制御機構にフィードバックされていることを意味する
0.05(a) extensor carpi radialis longus muscle (ch. 1)

0.16
0.12

0.03

normal: 10.9 %

0.08

0

2

4

6

8

10

normal: 6.9 %

0.01
12

0.00

slow: 3.2 %
0

2

4

6

8

10

12

Time [s]Time [s]Fig. 5

fast: 24.7 %

0.02

slow: 7.4 %

0.04
0.00

(b) flexor carpi ulnaris
muscle (ch. 2)

0.04

fast: 25.8 %Myoelectric potential characteristics of agonist and antagonist muscles attaching to the hand joint as a parameterof reaching movement speed (subject: T.A.).

― 247 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）と考えられる．3 関節腕最適制御モデルに導入された手関節フィードバック制御モデルを理論的に解析した結果，手関節の主動筋と拮抗筋が共収縮状態となり，到達運動速度の増加に伴い共収縮の程度（剛性強度）が強まることが予測された(12)．図５の結果は，3 関節腕最適制御モデルに導入された手関節フィードバック制御モデルの有効性とこの理論的予測の正当性を支持している．
図６は，肘関節と手関節の主導筋と拮抗筋の筋電位時間応答特性を表わし，始点 S1 から目標点 T6 への順方向到達運動の場合であり，肘関節を屈曲させる上腕二頭筋（ch.4）及び長橈側手根伸筋（ch.1）と尺側手根屈筋（ch.2）の筋電位が重ねられている．図６(a), (b)は，到達運動速度が「fast」と「normal」に対する結果である．図６から，到達運動の方向（順方向，逆方向）や到達運動速度に関係なく，長橈側手根伸筋（ch.1）と尺側手根屈筋（ch.2）の筋電位は，上腕二頭筋（ch.4）または上腕三頭筋（ch.3）の筋電位よりも応答開始時間遅れ，この遅れ時間は，到達運動速度の増加に伴い減少することが分かった．肘関節と手関節の筋電位
信号間の時間遅れの存在は，肘関節を動かす筋が機能してから手関節を動かす筋が機能することを意味する．到達運
動速度の増加に伴い時間遅れが減少するのは，到達運動速度の増加が手関節に働く外力（慣性トルク）を増加させ，これが手関節を曲げようとするので，これを防いで手関節角度をほぼ一定に保つ（フリージング）ために，手関節の制御をそれだけ早く始める必要があるからである．以上の結果は，到達運動により腕が動いた後に生じた速度あるいは加速度の情報に基づいて手関節が制御されていること，
即ち，腕の速度情報あるいは加速度情報が手関節制御機構にフィードバックされていることを意味すると考えられる．
3 関節腕最適制御モデルに既に手関節フィードバック制御
モデルが導入されているが (1)，図６は，手関節フィードバ
ック制御モデルの正当性を支持している．

Myoelectric potential [V]5. 結言
ヒト 3 関節腕の到達運動を行なう際の肘関節と手関節を動かす主導筋と拮抗筋の筋電位信号を実測し，筋活動の観点から手関節制御戦略を検討した．その結果，(1) 肘関節
では，主動筋と拮抗筋の筋電位の差が比較的大きく，到達運動速度の増加に伴い両筋の筋電位レベルは増加すること，(2) 手関節では，主動筋と拮抗筋は共収縮状態となるため両筋の筋電位の差は小さく，到達運動速度の増加に伴い両筋の筋電位レベルは共に増加すること，(3) 手関節は肘関節よりも筋活動が遅れ，到達運動速度の増加に伴いこの遅れ時間は減少することが示された．以上の結果は，自由な到達運動では，手関節の主導筋と拮抗筋の共収縮により手
0.08(b) “normal” reaching movement (S1T6)

0.04

0.06 flexor carpi ulnaris (ch. 2)

extensor carpi
radialis longus(ch. 1)

biceps brachii (ch. 4)

0.02
0.01

0

2

4

6

8

10

0.00

flexor carpi ulnaris (ch. 2)
0

2

4

6

8

10

Time [s]Time [s]Fig. 6extensor carpi
radialis longus(ch. 1)

biceps brachii (ch. 4)

0.03

0.02
0.00

参考文献
(1) T. Matsui, K. Takeshita, and T. Shibusawa, OptimalControl Model of Human Three-Joint Arm System
Characterized by Hand-Joint's Freezing-Like Mechanism,
Journal of System Design and Dynamics, Vol. 5, No. 7, pp.
1531-1544, 2011.
(2) T. Flash and N. Hogan : " The Coordination of Arm
Movements: An Experimentally Confirmed Mathematical
Model ", J. Neuroscience, vol. 5, pp. 1688-1703, 1985.
(3) Y. Uno, M. Kawato, and R. Suzuki, Formation andControl of Optimal Trajectory in Human Multijoint Arm
Movement - Minimum Torque-Change Model, Biol.
Cybern., vol. 61, pp. 89-101, 1989.
(4) E. Nakano, H. Imamizu, R. Osu, Y. Uno, H. Gomi, T.
Yoshioka, and M. Kawato, Quantitative Examination ofInternal Representations for Arm Trajectory Planning:
Minimum Commanded Torque Change Model, J.
Neurophysiol., vol. 81, pp. 2140-2155, 1999.
(5) 加島正，石動善久, ヒトの上肢運動の軌道生成, 計測
自動制御学会論文誌, Vol.34, pp. 1440-1447, 1998.
(6) 加島正，石動善久, ヒトの上肢運動における軌道制御,
計測自動制御学会論文誌, Vol.31, pp. 1416-1422, 1995.
(7) C.M. Harris and D.M. Wolpert, Signal-Dependent Noise
Determines Motor Planning, Nature, Vol. 394, No. 20, pp.
780-784, Aug. 1998.
(8) N. Bernstein, The Co-ordination and Regulation ofMovements, Pergamon Press, London (1967).
(9) A. Smith, The Coactivation of Antagonist Muscles,
Canadian Journal of Physiology and Pharmacology, Vol.
59, pp. 733-747, 1981.
(10) N. Hogan, Adaptive Control of Mechanical Impedance by
Coactivation of Antagonist Muscles, IEEE Transactions
on Automatic Control, Vol. AC-29(8), pp. 681-690, 1984.
(11) P.L. Gribble, L.I. Mullin, et al., Role of Cocontraction in
Arm Movement Accuracy, Journal of Neurophysiology,
Vol. 89, pp. 2396-2405, 2003.
(12) 松井利一，鈴木琢巳，古屋友博，中沢信明, ヒト3関節腕の到達運動における手関節制御戦略とそのモデル, Life2016, pp. 503-506, 2016.
0.05(a) “fast” reaching movement (S1T6)

0.04

関節剛性が強まることで手関節フリージングが生じること，
手関節に到達運動情報を用いたフィードバック制御機構が存在することを示唆する．
本研究の一部は，科学研究費補助金（基盤研究
C:17K06249）の援助により行われた．

Comparison between myoelectric potential characteristics of agonist and antagonist muscles attaching to
the hand and elbow joints (subject: T.A.)― 248 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）アルペンスキー選手の関節運動に着目したターン技術のスキル解析
Skills analysis of turn technology focusing on the joint movements of the alpine skiing athletes.
○ 鈴木智貴（北見工大院）

鈴木聡一郎（北見工業大学） 星野洋平（北見工業大学）

曹贏（北見工業大学） 楊亮亮（北見工業大学）
Suzuki Tomotaka, Graduate School of Engineering ,Kitami Institute of Technology
Soichiro SUZUKI, Kitami Institute of Technology
Yohei HOSHINO, Kitami Institute of Technology
Ying CAO, Kitami Institute of Technology
Yang Liang-Liang, Kitami Institute of Technology
1．緒

させた画像に対して，CAD のシステム上で，モデルの各関言本研究では，レジャースキーを冬季の生涯スポーツとして節を操作し完全に重なるようにマッチングさせることで，定着させることを目的に，アルペンスキー競技の日本代表選

2 次元の一般放映映像から滑降姿勢の 3 次元情報を抽出す

手が国際大会で好成績を出すことを目標としている．これまることができる [2]．

で，冬季オリンピックにおいて日本代表選手は回転競技でし

2.2 マッチング手法の検討

か好成績を残せておらず [1]，アルペンスキーの基本と言われこれまでの手法では，図 2(a)に示すように直立姿勢の基る大回転競技では世界との技術差が大きい．そのため，日本本モデルを用いて，滑降姿勢へのマッチングを行ってきた．

人アルペンスキー選手の競技成績向上のためには，大回転競

しかし，この手法ではモデルの各部位の姿勢を調整する幅

技におけるターン技術のスキル解析が重要となる．そこで，
本研究では新たなスキル解析の手法として，一般の放映映像に 3DCAD で制作したスキーヤーのモデルをマッチングさせて，3 次元運動の解析データを抽出する手法を提案し，ターン後半に下肢関節を伸展する動作が，滑降タイムの短縮に

胴体

頭部

前腕
上腕
手掌部
骨盤

影響があることを明らかにした [2]．しかし，この手法はスキーヤーの 3DCAD 基本モデルを手動で操作し，各関節の姿勢

大腿下腿足部(ブーツ)角度をマッチングさせることから膨大な時間が必要となっている．そのため，現状では 1 フレームのマッチングに 45[スキーヤーモデル]

分以上の時間がかかり，スキーヤーのターン動作を詳細に解析できないことが問題となっている．
本報では，ターン姿勢のテンプレートを用いた 3DCAD モ

図 1 スキーヤーの 3DCAD 基本モデル

デルのマッチング時間短縮のための手法について検討を行う．さらに大回転競技における成績上位選手と下位選手でのターン動作の違いについて，上体の運動および下肢関節の運動に着目して解析する．
2. マッチング時間の短縮手法(a) 従来のマッチング手法

2.1 3DCAD モデルを用いた解析手法
はじめに，本研究で提案している 3DCAD モデルを用いた解析手法について説明する．本手法では，3 次元 CAD ソ
フト「Autodesk Inventor Professional 2015」を使用し，欧米
人の身体データの統計値 [3]を基に，図 1 に示すアルペンス
キー選手の 3DCAD 基本モデルを予め制作する．モデルは頭部，胴体，骨盤，上腕，前腕，手掌部，大腿，下腿，足部の合計 15 個のパーツから成り，各関節をボールジョイ
ントで接合し，スキー板と足部をビンディングで拘束する．

(b) テンプレートによるマッチング手法

マッチングする選手の滑降姿勢は，画像透過ソフト「すけふれーむ」を使用し，PC の画面上で透過させる．その透過― 249 ―

図 2 3DCAD モデルのマッチング手法

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 1 大回転競技中のカメラアングルの割合が大きいことに加え，骨盤の姿勢を決定するために多くの時間を費やし，マッチング全体にかかる時間が増大してし大会名

Jasna [%]

Solden [%]Lienz [%]

St.Moritz [%]

右前方

75.0

12.5

24.2

57.6

左前方

16.7

55.0

58.6

27.3

ングにより，各部位の姿勢の調整幅を小さくすることがで

右後方

8.3

2.5

13.8

6.1

き，マッチング時間の減少が期待できる．テンプレート制

左後方

0.0

30.0

3.4

9.0

まう．そこで本報では図 2(b)に示すように，実際のターン

カメラアングル

姿勢に近い複数の 3DCAD モデルをあらかじめテンプレー
トとして用意しておく．このテンプレートを用いたマッチ作のため，大回転競技の一般放映映像のカメラアングルの表 2 マッチング可能時のカメラアングルの割合分析を行う．

大会名 Jasna [%]カメラアングル

3. 大回転競技の放映映像分析
3.1 大回転競技の映像
大回転競技とは，高速下での滑降の中で大小様々なターン弧が要求される技術系競技である．この競技は他の技術系競技である回転競技に比べて，旗門間の設定が広く，斜Solden [%]Lienz [%]

St.Moritz [%]

右前方

82.8

20.0

55.6

20.0

左前方

17.2

80.0

44.4

80.0

右後方

0.0

0.0

0.0

0.0

左後方

0.0

0.0

0.0

0.0

面変化が多いことから，映像の撮影中にカメラアングルが大きく変化するため，スキーヤーの見え方に違いがあり，
3DCAD モデルのマッチングが不可能な場合がある．そこで，大回転競技中における 4 種類のカメラアングルの割合を調査し，上記の条件を含むターンを除いた，マッチングが可能なカメラアングルの割合を分析する．
3.2 放映映像の分析結果分析に用いる映像は， 2015-16 シーズンに開催された女子ワールドカップ大回転競技の放映映像とし，Jasna (SVK)
大会，Solden (AUT)大会，Lienz (AUT)大会，St.Moritz (SUI)
大会の四大会とする．分析対象は各大会の成績上位選手 1
名とし，分析区間はスタートからフィニッシュまでとする．
カメラアングルは，図 4 に示すようにスキーヤーの進行方
向を基準として右前方，右後方，左前方，左後方の四方向

図 4 ターンの構成に分類する．表 1 に四大会において調査した大回転競技中のカメラアングルの割合を示す．表 1 より，大回転競技ではスキーヤーを前方から撮影している割合が高く，ターン
動作の約 65〜90%が前方から撮影されていることが明らかとなった．この結果から分析した，四大会における 3DCAD
モデルのマッチングが可能なターンのカメラアングルの割合を表 2 に示す．表 2 より，いずれの大会においてもスキーヤーを前方から撮影しているカメラアングルのみ CAD
モデルのマッチングが可能であることが示された．これより，スキーヤーを前方から撮影しているターン動作をマッ
チング可能なターンの条件とし，この映像を基にテンプレートを制作する．

4. テンプレートとその有効性
4.1 テンプレートの制作
対象選手は Jasna(SVK)大会における成績上位の欧米人選
手 1 名とする．対象区間は，図 5 に示すターンの切り替え時であるニュートラルポジションから次のニュートラルポ
ジションまでを 1 ターンとし，急斜面でミスのない左右 1
ターンずつを対象とする．またターン動作の詳細なスキル解析を行うには，複数の 3DCAD モデルを用意する必要があるため，放映映像の 1 フレーム間隔でモデルのマッチングを行う．以上より，右ターン 38 フレーム，左ターン 40
フレームの計 78 個のテンプレートを制作した．そこで，制作したテンプレートを用いたマッチング手法がマッチング
時間の短縮に有効であるか確認する．
4.2 テンプレートの有効性
テンプレートの有効性を確認するため，従来の手法とテンプレートを用いたマッチング手法で，9 フレームのマッ
チングを行った際のマッチング時間を比較する．2 つの手法で計測した，9 フレームのマッチングにかかる合計時間

図 3 カメラアングルの分類の結果を表 3 に示す．

― 250 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

D と上体の方向 C を投影し，この 2 線がなす角度を外向角

表 3 マッチング時間計測結果

度 θ [rad]と定義する．図 6(a)および(b)にそれぞれ上位選手

従来手法[min]テンプレート手法[min]短縮時間[min]

415

354

61(15%)

時間

また，
1 名と下位選手 1 名の 1 ターン中のδの変化を示す．
図 7(a)および(b)にそれぞれ上位選手 1 名と下位選手 1 名の
1 ターン中の θ の変化を示す．図 6 および 7 より，両選手

従来手法ではマッチングの合計時間が 415 min(1 フレーム当たり約 46 min)だったことに対し，テンプレート手法では合計時間が 354 min(1 フレーム当たり約 39 min)となり，テンプレートの使用で 9 フレームのマッチング時間が 61 min
短縮した．従来手法に比べ，マッチング時間が約 15 %短縮
された．
5. 大回転競技のスキル解析
テンプレートを用いたマッチング手法により，大回転競技におけるターン動作の詳細なスキル解析を行う．日本代
表選手の競技力向上のために，ワールドカップの成績上位
選手と下位選手におけるターン動作のスキルの違いを明らかにする．

は ES-TM 区間以降ではδが増加していることがわかる．
しかし，NP-ES 区間では下位選手のδが急激に増加している．これは，ターン切り替え時に，スキー板を大きく振り出したためだと考えられる．また図 7(a)および(b)より，両選手とも NP-ES 区間では θ が一度減少した後，ES-TM 区間では増加していく傾向に有り，運動に大きな違いは見られない．しかし，TM-EF 区間では上位選手の θ が大きく減少している，つまりスキー板に対して上体が内向するのに対し，下位選手は内向していないことがわかる．これは，上位選手の場合 TM-EF 区間で下肢の伸展を助長するため，
θ が大きく減少していると考えられる．

A

5.1 滑降タイムの短縮に必要なターンスキル
これまでに，ターンを 4 つの区間に分割した時の下肢関δ
B節の運動に着目し，滑降中のエネルギー収支の観点からタDーン動作のスキルを検討してきた．ターン動作は図 5 に示す①から④までの 4 つの姿勢を基準に分割する．基準とする姿勢は，①ターン切り替え時にスキー板の滑走面が雪面

θ

Cと平行になる NP，②スキー板のエッジが雪面を捉えはじ

外向角度

める ES，③最もスキーヤーの下肢が内傾する TM，④スキ

図 5 外向角度の設定

ー板のエッジが雪面を捉え終わる EF である．この姿勢をートラルポジションからエッジング開始を NP-ES 区間，エ

大きな下肢関節の伸展動作を行い，関節の伸展による仕事

δ[rad]

ン後半のターンマキシマムからエッジング終了を TM-EF
ョンを EF-NP 区間と定義する．これまでに，EF-NP 区間で

NP

EF

0.3

ッジング開始からターンマキシマムを ES-TM 区間，ター
区間，エッジング終了から次ターンのニュートラルポジシ

TM

NP ES

基準にターンを 4 つの区間に分割する．ターン前半のニュ

0.2
0.1

量を増大させることが，滑降タイムを短縮するために必要なスキルであることを示した [2]．しかしながら，ターン動0

作中は上体も連続的な運動を行っているため，下肢だけで

0

0.4

1.2

1.6

NP ES

ターン動作時間[s](a) 上位選手
TM
EF

NP

0

0.4

1.6

なく上体運動についても重要な違いがあると予想される．
そこで，本報ではターン動作中の下肢関節の運動に加え，上体の外向角度に着目し，外向角度の変化による下肢関節

0.4の伸展動作への影響を 3DCAD モデルを用いた手法より解
析する．

0.3

外向角度の分析結果

分析対象は，映像分析に用いた Jasna(SVK)大会で 1 本目の滑降タイムの順位が 10 位の上位選手 1 名，32 位の下位
選手 1 名を対象とする．分析区間は，ターンスキルに最もδ[rad]

5.2

0.8

0.2
0.1

違いが現れると予想される急斜面深回りの 1 ターンとし，
映像の 2 フレーム間隔で CAD モデルのマッチングを行う．
図 5 に示すように CAD モデルの水平面内に，スキーの長手方向 A と膝の方向 B を投影し，この 2 線がなす角度をδ[rad]と定義する．また，スキーの長手方向 A と直行する軸― 251 ―

0

0.8

1.2

ターン動作時間[s](b) 下位選手
図 6 ターン中の膝とスキー板の相対角度

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 4 各関節の粘弾性係数
粘性係数 [N・m・s/rad]

弾性係数 [N・m/rad]

股関節

膝関節

股関節

膝関節

34.80

60.83

275.5

637.0

TM

NP ES

1

EF

NP

r = -0.842

θ [rad]

0.5
0

-0.5
-1

図 8 関節運動による仕事量と外向角度の関係

0

0.4

0.8

1.2

ここで，θH，θN [rad]はそれぞれ 3DCAD モデルから取得し1.6

たモデルの股関節並びに膝関節角度，c1，c2 [N・m・s/rad]はターン動作時間 [s]各関節の粘性係数，k1，k2 [N・m/rad]は各関節の弾性係数を(a) 上位選手

1

TM

NP ES

表す．計算に用いる各関節の粘弾性係数は表 4 に示すよう
EFNPに，室内実験で計測したアルペンスキー選手 6 名の被験者の平均値を代表値として適用する[4]．
股関節並びに膝関節の角度変化から算出した，1 ターンのθ [rad]0.5

関節運動による仕事量と TM-EF 区間における外向角度の0変化量との関係を図 8 に示す．図 8 より，関節運動による仕事量と外向角度の変化には強い負の相関が認められた．

-0.5
-1

この結果，上体を内向させる動作を大きく行う選手ほど，下肢関節の伸展動作が大きく，より運動エネルギーを増や

0

0.4

0.8

1.2

ターン動作時間 [s]していることが明らかになった．
上位選手が行う TM-EF 区

1.6間での内向動作は，EF-NP 区間で下肢関節の伸展を行うために必要なスキルであるといえる．

(b) 下位選手
図 7 ターン中の外向角度変化

6. 結それに対し，下位選手はこの動作が十分に行えていないため，下肢の伸展が小さいと考えられる．
そこで上体の内向動作による違いが，EF-NP 区間で行われる下肢の関節運動へ与える影響を検討する．
5.3 関節運動による仕事量と外向角度の変化
同大会で 1 本目の滑降タイムの順位が 1 位ならびに 5 位の上位選手 2 名，35 位と 40 位の下位選手 2 名を分析対象に追加し，第 5.2 節と同様の条件で TM-EF 区間および EFNP 区間のマッチングを行う．
マッチングした上位選手 3 名と下位選手 3 名の CAD モデルから，TM-EF 区間の外向角度変化量 Δθ [rad]ならびに EF-NP 区間の股関節と膝関節の角度変化量を取得する．この時，取得した関節角度から下肢関節が屈曲している場合，式(1)より下肢関節の粘性による負の仕事量 ΔWB [J]を，下肢関節が伸展している場合，式(2)より下肢関節の弾性による正の仕事量 ΔWS [J]を算出する．

ΔWB  c1θdθ   c2 θdθ(1)k1θdθ   k 2 θdθ

(2)

θH

ΔWS


θH

θN

θN

言

3DCAD モデルのマッチング時間短縮のため，放映映像の分析から大回転競技のスキル解析に適したテンプレートを制作し，これを用いた手法でマッチング時間を短縮した．
さらに大回転競技における成績の上位選手と下位選手では、
ターンを 4 分割した際の TM-EF 区間の外向姿勢に違いがあることを明らかにした．さらに，上位選手は TM-EF 区間
で上体を内向させる動作により，下肢関節の伸展を大きくしていることを明らかにした．
参考文献
[1]

公益財団法人全日本スキー連盟：オリンピック出場選
手全記録，URL：http://www.ski-japan.or.jp[2]

石橋 怜，鈴木聡一郎: “アルペンスキー選手の関節運動に着目したターン技術のスキル解析”,LIFE2016
講演論文集(USB), (2016), pp.179-182.

[3]

Contini, R.，“Body Segment Parameters, PartⅡ,” Artificial
Limbs 16 (1972) , pp.1-19.

[4]

古賀 歩，鈴木聡一郎，林末義，“アルペンスキー競技における関節粘弾性に着目したターン技術のスキ
ル解析”，バイオメカニズム学術講演会講演論文集，
Vo1.35 (2014) ，pp.179-182.

― 252 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）操作者に個別適応する電動車椅子制御システムのための走行ログを用いた
個人識別手法の開発
Indivisual Identification Method Using Wheelchair Driving Log for
an Automatically Addaptive Driving Support System○ 高本

健吾（国リハ研），

硯川潤（国リハ研）Kengo KOMOTO, Rsearch Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Jun SUZURIKAWA, Rsearch Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Abstract: If indivisual identification using characteristics extracted from wheelchair dynamic state is possible, automatic adaptation
for indivisuals could improve usability of wheelchairs. In previous studies, we showed that the joystick operational log has an usefulimformation to estimate wheelchair drivers’ and environmental conditions. In this study, we attempted to identify individual drivers
using their joystick operational log during driving on the same course. Seven healthy able-bodied subjects drove a slalom course tentimes with logging joystick operation. To classify the logged joystick operation with random forest, logs in the first five trials wereused as teacher data. Then, the logs in the last five trials were used to identify drivers. Explanatory variables of Random Forest arecalculated from the characteristics of joystick spacial distributions (64×64 matrix), 13 explanatory variables were adapted. The
correct identification rate in each wheelchair’s state ranged from approximately 50 to 60 %. The correct identification rate rose to
74 % by considering the majority results in 5 terms. These results indicate the effectiveness of the developed method for indivisual
identification using wheelchair driving log.
Key Words: Power wheelchair, joystick operation, indivisual identification, Random Forest, automatic adaptation
1. はじめに．電動車椅子の走行動態から抽出した特徴量を用いて操作者を識別できれば，走行制御を個別に最適化できるため，
ユーザビリティ向上を期待できる．これまでの筆者らの研究では，ジョイスティック操作入力が走行特性の分析に有用であることを指摘してきた (1)-(4)．そこで本研究では，同一走行課題遂行中の操作入力パターンの被験者間比較から個人識別が可能であるかどうかを検証した．
2. 方法
2.1 計測システム
アカデミックパック（YAMAHA corp.）をノートパソコンに接続し，走行中のジョイスティック操作ログおよび車輪の回転数を記録可能なシステムを開発した．システムの外観を図 1 i) に示す． 両データはノートパソコン上で 20 Hz
でサンプリングされ，実験後にオフラインで解析を行った．
2.2 実験方法
健常者 7 名(男性 2 名，女性 5 名)を被験者とし，図 1 (a)に示したスラロームコース（障害物 3 つ，間隔 2 m）を，被験者ごとに 10 試行課した． 被験者のうち男性 1 名，女性 1 名を除き，残りの被験者は電動車椅子の操作未経験者であったが，実験前に実験コースの走行を全被験者に数回求め，操作に違和感がない状態で実験を行った． 本実験は，被験者の同意を得た上で国立障害者リハビリセンター倫理審査委員会に承認されたプロトコルに従って実施した．
3.

解析方法
10 試行中，前半 5 回を教師データとし，後半 5 回の走行データをランダムフォレストを用いて操作者の個人識別を行う． ジョイスティック操作の時系列データは，左右の車輪の回転数差をもとに分類する． 分類された区間ごとに，
ジョイスティック操作の空間分布から特徴量を算出し，説明変数とした． 以下に動作区間の区分方法と，説明変数のFig.1 Developed system and experimental course.
(a) Power wheelchair for the experiment. (b) Test slalom
course.
算出方法を示す．
3.1 動作区間の抽出方法
車体の動作状態を左右の車輪の回転数から推定する． 走行課題がスラロームであるため，車椅子の動作状態は，前進/停止，左旋回，右旋回の 3 パターンに限られる． そこで，全試行の左右の回転数差の分布を求め，k-mean 法により 3 群に分割して閾値を算出した．得られた閾値をもとに走行動態を分類する．
3.2 説明変数の算出方法
まず，ジョイスティック操作ログを時系列データから 64
×64 に分割された空間分布 (横軸：左右方向操作角度； 縦軸：前後方向操作角度) に対応付ける． 以後，この分布を
操作分布と呼称する． 図 2 に，操作分布から説明変数の算出方法を示す． 本研究では，操作分布の概形特徴である最外矩形の縦幅，横幅，矩形内の操作分布の割合，滞留時間の重心位置の 4 つ(図 2 (a)), ジョイスティックを最大操作した滞留時間とその割合の 2 つ(図 2 (b))， 被験者ごと操作の癖を抽出分布（代表分布）した 7 つの操作分布との類似
度の計 13 個の説明変数を用いた． 代表分布は，教師分の― 253 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.2 Explanatory variables for Random Forest.
(a) Distribution mapping of joystick operation; width andheight of outermost rectangle. (b) The percentage and theholding times of joystick maximum amplitude.
(c) representative distribution per subjects from first 5 trials.

Fig.3 Classification results of wheelchair action(a) Distribution of rpm difference between left and rightwheel, (b) Example of detecting wheelchair action by
threshold levels.

5 試行の加算値の平均以下を取り除いて求め，類似度は，比較した操作分布と一致した箇所の滞留時間の和から不一致部分の滞留時間の和を取り除いたものと定義した．
4. 実験結果 と 考察
左右の車輪の回転数(左[rpm] – 右[rpm])の差の分布を図 3(a) に示す．分布は k-mean 法により 3 群に分け，閾値は Th1= 74.36, Th2 = -64.69 であった． Th1 と Th2 を用いて主に旋回動作となる Term 2, Term 4(左旋回), Term 3 (右旋回)を抽出し，動作開始から Term 2 までを Term 1, Term 4 から停止までを Term 5 とした． 図 3 (b) に抽出例を示す． 前
半 5 試行を学習データとして，後半 5 試行の個人識別率をTerm 毎にまとめた結果を表 1 に示す． Term 毎の識別率は
約 5 ~ 6 割で，顕著に個人識別率が高い区間は確認できなかった． また，被験者ごとに識別率が高まる Term に差が確認できた． そこで，１試行中の全 Term の個人識別結果
で最も多く識別された被験者をその試行の識別結果として識別率を算出しなおした結果，7 名中 3 名は 100%の識別率を示し，全体の識別率は 74%まで向上した．
識別率が 100%となった被験者 3 名のうち 2 名は本実験
以前の電動車椅子操作経験者であった． そのことから，識別率の低下要因として，事前の操作経験不足が影響し，前半 5 試行と後半 5 試行で操作入力の変化が生じた可能性がある． また，Sub. 6 は学習に用いた Trial 5 のデータと，識別に用いた Trial 9 で障害物と数回接触しており，イレギ
ュラーな操作入力が生じており，識別結果を低下させた可能性がある．
5.

おわりに
本研究では，同一走行課題遂行中の操作入力パターンの被験者間比較から個人識別が可能であるかどうかを検証した． そのために，操作入力の空間分布から説明変数を算出
し，ランダムフォレストを用いて学習させ個人識別を試みた．その結果，動作区間毎の識別結果を複数（1 試行中の 5
term 分）総合的に考慮することで，74%の精度で 7 名の被験者の識別が可能であることが確認できた． 今後は，識別精度の向上と，識別結果を考慮した被験者ごとに最適な走行補助を行うアルゴリズムの開発を試みる予定である．

Table.1
method.

Correct identification rate by RandomForest

Table.2 Correct identification rates by considering thedecision by a majority in the estimation results of the fiveterms.

参考文献(1) Suzurikawa J, Kinoshita T, Kamo M, Iida N, Iwata K,
Matsumoto and O,Inoue T:“Estimation Method of Joystick
Input Changes Induced by a Downhill Turning Prevention
Control Mounted on a Powered Manual Wheelchair.” ,journal of Life support Eng., vol24, pp128-134,(2012)(2) Suzurikawa J, Kinoshita T, Inoue T, Kamo M, Iida N,
Iwamoto K, and Matsumoto O:” Evaluation of Changes inPower Wheelchair Maneuver Induced by a Downhill
Turning Prevention Control on Cross Sloped Surfaces.” ,IEEJ Trans. Electr. Electron. Eng., in press(3) Komoto K,Suzurikawa J:“Feasibility Test andCharacterization of Wheelchair Everyday Life Log witha Smartphone based Electronic Recording Equipment.”,
IEEE/SICE 2012, pp176-181,(2012)(4) Komoto K,Suzurikawa J:“Estimation of wheelchair states
during movement using WELL-SphERE for evaluation of
power wheelchair safety”, EMBC 2014 35th annualinternational conference of the IEEE, pp2499-2502,(2013)― 254 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）歩行アシストスーツが下肢関節に与える影響の評価
Evaluation of influence of walking assist suit on lower limb joint○ 山本文弥（同志社大院） 辻内伸好（同志社大） 伊藤彰人（同志社大）
北野敬祐（同志社大院） 村上健太（パナソニック㈱） ジョンステファン（パナソニック㈱）Fumiya YAMAMOTO, Doshisha University
Nobutaka TSUJIUCHI, Doshisha University
Akihito ITO, Doshisha University
Keisuke KITANO, Doshisha University
Kenta MURAKAMI, Panasonic Corporation
Jhon Stephen, Panasonic Corporation
1. 緒言
ロボットのように動力をもったウェアラブルなアシスト
スーツは，1960 年代後半に軍用や医療（特に歩行）におけるリハビリテーション，荷運びを補助するために提案され，研究が始まった．そして現在，アシストスーツの一部は歩行効果の向上や身体への負担を軽減させるという目的に沿って開発が進められている (1)．
近年，アシストスーツは主に外骨格スーツと柔軟性のあるスーツの 2 種類が開発されている．外骨格スーツは高齢者や歩行障害者のリハビリテーションに有効である (2,3)．一
般的に，このような外骨格系のアシストスーツは歩容の改善，歩幅や歩行速度の増加などの長所がみられるが，これらは大きく，長時間装着することが困難といった短所がある．
したがって，このような短所を改善するために柔軟性のあるスーツが開発研究されている (4)．一般的に柔軟性のあるアシストスーツは軽量で長時間装着できるという長所があるが，単純な機構のためアシスト力が外骨格系のスーツと比べて弱いといった短所もある．しかし，このようなア
シストスーツは外骨格系のスーツよりも自由度が高く下肢関節に対する制限が少ないため，快適で自然な歩行状態を保ったままのアシストが可能である．このようなアシストを可能にするためには，最適なアシストタイミング，力，方向が必要である．
そこで，本研究の目的は，上記のような柔軟性があり，
ウェアラブルな歩行アシストスーツを開発するにあたり，下肢関節に対してアシストスーツが与える影響を評価することである．

で表される．a は関節から作用点までの距離，F は作用点にかかる力，b はモーメントアーム，f は筋張力である．解剖学的データからモーメントアーム b がわかるので，筋張力 f を求めることができる (5,6)．
歩行中の下肢について考えると足部に加わる床反力が最大の外力である．したがって，下肢関節の関節モーメントは床反力データと各関節の位置関係によって求めることが可能である．床反力を足底から各セグメントを順に計算しているため，セグメント間で内力が働くことによって求められている．この関節モーメントの値により，筋肉に対して与える影響を評価することができる．本研究では筋骨格モデリングシステム SIMM（MusculoGraphics,Inc）を用いて足関節，膝関節，股関節の関節モーメントを算出し，それらの評価を行っていく．
2-2 アシストスーツ
 歩行アシストスーツのシステムの簡略図を Fig.1(4) に示
す．このアシストスーツはウエストベルトと腿ベルトで構成され，これらは軽量で柔軟性があるので，快適に長時間装着することができる．ボーデンケーブルはウエストベル
トを経由して腿ベルトにつなげられている．また，ボーデ
ンケーブルは左右前後合わせて 4 本で構成されている．また，ボーデンケーブルの張力を測るためにフォースセンサ
ーが用いられ，それはボーデンケーブルに沿って取り付けられている．
このアシストスーツはモータにより，ウエストベルトと
腿ベルトの間のワイヤーに張力を発生させ，股関節に対するアシストモーメントを生み出している．この発生するア
シストモーメントにより，遊脚期中の下肢に対して引っ張り上げるようにアシストを行う．

2.歩行とアシスト
2-1関節モーメント 関節モーメントとは，外力の影響によって回転させられる回転力に対抗しようとする抵抗力であり，筋や靱帯，骨や皮膚抵抗による内部モーメントである．また，関節モーメントには動作中の筋活動が直接的に反映されており，これを計算することが筋活動を定量的に推定できる最適な方法である．したがって，関節モーメントが下肢関節の影響を表す評価指標として適している．また，一般的に関節モーメントは𝒂𝒂 × 𝑭𝑭 = 𝒃𝒃 × 𝒇𝒇

(2-1)

― 255 ―

Fig.1 Outline of Assist System(4)LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2-3 制御システム 本研究で用いられる制御システムを Fig.2 に示す．制御システムは仮想ばね機構やフォースセンサーフィードバッ
ク制御で成り立っている．仮想ばねには入力としてばね定
数 k とフォースセンサーの力𝐹𝐹𝑚𝑚 を与え，それからそのモデルの基礎となる仮想アクチュエータの変位𝑥𝑥𝑠𝑠 を計算する．
𝑥𝑥𝑠𝑠 は次式で求められる．
𝐹𝐹

𝑥𝑥𝑠𝑠 = 𝑚𝑚 − (𝑥𝑥0 + 𝑥𝑥𝑎𝑎 )
𝑘𝑘

(2-2)

𝑥𝑥0 はばねの自然長であり，𝑥𝑥𝑎𝑎 は修正自然長である．アクチ
ュエータの変位 𝑥𝑥𝑠𝑠 はプーリの回転角𝜃𝜃𝑑𝑑 を計算するために用いられている．プーリの回転角𝜃𝜃𝑑𝑑 は
𝜃𝜃𝑑𝑑 =

𝑟𝑟𝑝𝑝
𝜂𝜂

𝑥𝑥𝑠𝑠

Fig.3 Assist Marker Set(2-3)

で表され，𝑟𝑟𝑝𝑝 はプーリの半径であり， η は減速機の減速比である．アシストモーメントを制御するために，ばねの自然長は任意に変えることができる．

3. 実験
3-1 被験者と実験装置
 本研究の被験者は健常者の 25 歳，181cm，70kg の男性である．株式会社ノビテック製のモーションキャプチャシス
テム VENUS3D のカメラを全 8 台と，株式会社テック技販
製のフォースプレートを 2 枚内蔵している左右分離型トレッドミル（Fig.2），反射マーカーを全 37 個使用した．トレッドミルの座標系は進行方向 y 軸，進行方向に向かって右
x 軸，鉛直上方向 z 軸として定義した．マーカーはHelenHayes のマーカーセットに基づいて 29 個被験者に取り付けた．また，残りの 8 個はアシストモーメントを算出するためのものであり，腿ベルトとボーデンケーブルの固定点に 1 個とアシスト方向を定めるためのマーカーをそのすぐ上の部分に 1 個取り付け，それらを左右の足の前後それぞれに取り付けた（Fig.3）．
被験者はアシストスーツ（Fig.4）とモータ，踵接地を検出してアシストタイミングを定めるフットスイッチ付きのシューズ（Fig.5）を着用して実験を行った．しかし，実際はモータを背負って歩行するが，本研究では，通常歩行時との重量差による影響を除外してアシストを評価するために，モータを外部後方に置いて実験を行った．
また，アシスト力を測定するために，ボーデンケーブルの腿ベルト側の固定点に力を検出する張力センサを取り付けた（Fig.4）．

Fig.4 Assist Suit

Fig.5 Foot Switch

3-2 実験条件
 被験者はトレッドミル上を速度 4.5km/h で歩行した．データは 3 分間の歩行で 20 秒を一定間隔で 3 回計測され，そのサンプリング周波数は 120Hz であった．また，アシス
トありの歩行ではアシストタイミングを 3 種類（1 歩行周期に対して 60％，70％，80％のタイミングでアシスト力を与える）のアシストタイミングで測定を行った．3 分のア
シストなし歩行，休憩 5 分，3 分のアシストあり歩行，休憩 5 分の順で，3 種類それぞれのアシストタイミングで行った．また，休憩とアシストなしの歩行を毎回行っているのは別条件の施行への影響を及ぼさないようにするためである．

Fig.2 Treadmil― 256 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3-3 アシストモーメントの算出
 本研究でのアシストモーメントとは股関節を中心としたアシストスーツのアシスト力により発生するモーメントである．
（2-1）式を用いて，右辺にアシストモーメント M を入れると，次式のようになる．

𝒂𝒂 × 𝑭𝑭 = 𝒃𝒃 × 𝒇𝒇 + 𝑴𝑴

(3-1)

したがって，M により，人の発揮力の減少度合いを定量的に評価することができる．ただし，摩擦による損失などの影響は微小とみなし本研究では扱わない．また，アシスト
タイミングが悪い場合，アシストが抵抗になり，筋肉に対して逆効果の影響を及ぼす可能性がある．
Fig.6 は 大 腿 骨 中 心 の 座 標 系 で あ る ． 緑 の マ ー カ ー はHelenHayes のマーカーセットに基づいたマーカーを示している．また，赤いマーカーは Fig.2 における Suppot Markerと Direction Marker を示している．赤いマーカー間ベクト
ルと張力センサによるアシスト力のベクトル𝑭𝑭𝑨𝑨 を表すことができる．
関節モーメントは大腿部の回転軸を基準にしているため，Fig.6 のような大腿骨の座標系で考える．しかし，モーショ
ンキャプチャ上での計測では，グローバル座標系となっており，これを大腿骨の座標系に変換する必要がある．そのために，3 つの緑のマーカーを利用して，グローバル座標系から大腿骨の座標系へ変換する．グローバル座標系から大腿骨の座標系への座標変換行列を S とし，グローバル座
標系の位置を X，大腿骨の座標系の位置を Y とすると，座標変換は次式で表される．

𝒀𝒀 = 𝑺𝑺𝑺𝑺

4. 結果・考察
 下肢関節に対する関節角度，関節モーメントを算出した．
アシストなし歩行（NA）とアシストあり歩行（1 歩行周期に対する 60％，70％，80％にアシスト力を与えたデータをそれぞれ A60，A70，A80 とする）の 10 歩分の平均で比較考察した．また，本研究では，左右に差が見られなかった
ので右足に注目した．
4-1 歩容の変化
 本研究で用いたアシストスーツは本来，股関節の flexion
方向のみにアシストされるものである．しかし，股関節のadduction 方向の関節角度（Fig.7）を見ると，約 0-45％までが外側に，約 55-100％までが内側に変化していることが確認できる．したがって，股関節の adduction 方向にアシストされていることがわかる．また，関節角度が変わることによって，足の踏み込み動作などが変わってしまう．その結果，NA の自然な歩行から歩容が変わってしまうと考えら
れる．

(3-2)

次に，アシストモーメントの算出方法を述べる．座標変換によって得られたモーメントアームを R とし，アシスト力のベクトル𝑭𝑭𝑨𝑨 を用いると，アシストモーメント M は次式で表される．

𝑴𝑴 = 𝑹𝑹 × 𝑭𝑭𝑨𝑨

(3-3)

この算出したアシストモーメントを用いて考察を行う．

Fig.7 Hip Adduction Angle

4-2 アシストタイミング
 関節モーメントの値が NA の関節モーメントの値と近い値を示していると，自然な歩行を保った状態でアシストできているということであり，アシストは股関節の flexion 方向に影響を与えるので，股関節の flexion の関節モーメント（Fig.8）を見ると，形状的に NA と 1 番近い値を示しているのが A80 である．したがって，アシストタイミングは80％が 1 番良いと考えられる．
これが実際に正しいかを検証するために，股関節の flexionのアシストモーメント（Fig.9,10,11）を見る．NA において
関節モーメントは約 73％あたりで関節モーメントの値がゼロに近づいているので，そこからアシストされるのが最適である．結果的にこのタイミングでアシストされているのは A80 である．よって，アシストタイミングは 80％が良いことが示された．

Fig.6 Coodinate System of Femur Bone

― 257 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4-3 アシストスーツの改善点
 アシストモーメントにおいて，Fig.9 の青色と紫色のグラ
フをみると，約 70-100％までにおいて紫色のグラフのほうが絶対値が大きい．これはアシストが股関節に対して抵抗になっていることを示している．その改善点として，本研究で用いたアシストスーツは前後同じタイミングでアシストされているが，前後別々でアシストするような制御シス
テムに変更したほうが良いと考えられる．また，より自然な歩行に近づけるために，Fig.8 の NA をみると，アシスト
開始は約 73％，アシスト終了は約 25％に設定すればうま
くいくと考えられる．約 73-93％までが前側，約 93-25％までが後ろ側をアシストするのが理想と考えられる．
Fig.8 Hip Flexion Joint Moment
5結言 本研究では以下の結論が得られた．
(1) 股関節の adduction に対してアシストされることによって，股関節の adduction の関節角度が変わり，歩容が変化することがわかった．
(2) 関節モーメントにおいて，最も自然な歩行と近い値を示しているのは，アシストタイミング 80％の歩行であり，最も適切なタイミングといえた．

Fig.9 Assist Moment (A60)

Fig.10 Assist Moment (A70)

参考文献(1) Alan T. Asbeck, Kai Schmidt, Ignacio Galiana, Diana
Wagner and Conor J. Walsh ‘Multi-joint Actuation
Platform for Lower Extremity Soft Exosuits’ 2015 IEEE
International Conference on Robotics and Automation(2015)(2) 慶田元 真希, 新保 千尋, 松田 友秋, 児玉 興仁,
榎畑 純二, 福田 秀文‘脊髄損傷不全麻痺者に対しロボットスーツHALを用いた治療効果の検証’
九州理学療法士・作業療法士合同学会2016(2016)(3) 渡邉 大貴, 田中 直樹, 金森 毅繁, 斉藤 秀之, 長
澤 俊郎, 小関 迪, 柳 久子，‘回復期脳卒中片麻痺
患者におけるロボットスーツHAL®（Hybrid
Assistive Limb®）福祉用を用いたリハビリテーシ
ョンの効果の検討’，第49回日本理学療法学術大会(2013)(4) Stephen W. John, Mayumi Komatsu, Kenta Murakami,
Jun Ozawa, Masaki Yamamoto, ‘Soft hip walking assist
experimental system featuring variable compliance
control’, ICCE(2017)(5) 江原義弘, 山本澄子, ‘関節モーメントによる歩行
分析’, (医歯薬出版株式会社, 東京, 2001), 3-24
(6) David A. Winter, ‘バイオメカニクス 人体運動の力学と制御’, (有限会社ラウンドフラット, 2009)

Fig.11 Assist Moment (A80)― 258 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）骨盤回旋を促す歩行アシストロボットに関する研究
Study on walking assist robot to promote pelvic rotation○ 中原淳志（大工大） 本田幸夫（大工大） 筒井博司（大工大） 山田憲嗣（大阪大）
Atsushi NAKAHARA, Osaka Institute of Technology University
Yukio HONDA, Osaka Institute of Technology University
Hiroshi TSUTSUI, Osaka Institute of Technology University
Kenji YAMADA, Osaka University
Abstract: In the recent years, there are a lot of wearable walking assist robots have developed in the world. Most of thoserobots focus on increased muscle power assistance for the elderly. At this time we don't really know if these muscle power
assisted robots have a positive effect on the body or not. Therefore, we propose a robot that would only assist people inincreased pelvic rotation as opposed to only muscle-oriented ones. From the experimental results, we couldn’t clarify that thepelvic rotation assist robot makes to increase a step length and walking speed. On the other hand, we can find that it makes
to increase a raising angle of the thigh. This result shows us the pelvic rotation assists robot has a possibility to preventstumbling over a stone or something during walking for the elderly.
Key Words: Walking assist robot, Pelvic rotation
1. はじめに現在，日本は世界で最も高齢化が進んだ超高齢化社会となっている．社会的な問題は，高齢化に伴う身体機能の衰
えや認知症などにより介護が必要な人が急増していることである．この問題を解決するため，各種ロボット介護機器が開発され，実証試験が進められている．現在開発されている歩行アシストロボットは，脚の筋力をアシストし歩行を補助するものである．歩行時は常に装着することを前提としている．本研究の歩行アシストロボットは，歩行能力が低下した人が継続して歩行訓練を行うことにより，歩行が容易になるだけでなく自力歩行の改善を促すロボットを目指している．
本論文では，歩行時の骨盤回旋角度の増加を促すための
歩行アシストロボットを製作し，通常歩行と装着時のアシスト歩行による歩行形態の計測結果を報告する．
2. 装着型歩行アシストロボットの開発
2.1 既存の装着型歩行アシストロボットの機能と問題点
既存の歩行アシストロボットは，歩行者の脚の動きを補助するものである．アシスト動作の様子を図1に示す．

図2. 歩行時の全身の動き
人は歩行する際動かしているのは脚だけではなく，腕の振り，上体の捻り，骨盤の回旋等も行っている．骨盤は脚が振り出されている方向に回旋し，上体は骨盤の回旋とは逆方向に捻りを生じさせる．その中で骨盤の回旋運動は，人の歩行時の動きに影響を与えることが過去の研究から分かっている．斉藤，中島，村木らの研究において，約10mの歩行路で自由速度と早歩きの2条件で歩行を測定すると，水平面の骨盤回旋運動の付与がステップ長や歩行速度の増加に貢献していることが示唆されている[1]．また西守，伊藤らの研究において，1.9m/sまでの歩行速度であれば骨盤回旋運動がステップ長の増加に関係することが分かっている[2]．既存の歩行アシストロボットでは脚の動きだけをアシストし続けるため，全身運動ではなく脚の振りのみの歩行となり，骨盤等を動かす時に得られる歩幅と歩行速度の増加性が失われてしまう恐れがある．
以上より，歩行アシストロボットに骨盤回旋運動を促す
機能を付与することにより，歩行時のステップ長と歩行速度の増加に貢献することができる．

図1. 既存の歩行アシストの動作
歩行者の脚の動きをロボットが認識し，同じ方向に力を加えることで脚の振り出し，蹴り出しの支援を行う．現状の機能では脚の動きはアシストできるが，歩行時に連動して動く体の他の部位はアシストされていない．
歩行時の全身の動きを図に示す．

2.2 歩行アシストロボットの機構と構成
本研究の歩行アシストロボットは骨盤の回旋運動を促す
ため，骨盤の中でも仙骨部分に対してアシストを行う．仙骨は骨盤の中心に位置しており，身体を支える土台の役割を果たしている．ゆえに，仙骨に対して進行方向に力を加え骨盤の回旋を促すことで，体の重心が前方へ移動し歩幅および歩行速度の増加に貢献できる．そのため歩行アシス― 259 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）トロボットの機構において，仙骨部分に骨盤回旋運動を促すためのリンクが沿うようにし，アシスト時に骨盤回旋運
動を促せるような機構を考案した．
考案した機構は平行リンクを取り入れたものであり，平行リンクによって左右のリンクがそれぞれ前後に動き，水平リンクの中点を基準に回旋する．この回旋動作により仙骨押し出しアシストを行う．人の骨盤も2.1節で説明した通り，両脚をそれぞれ前方と後方に振り出し，蹴り出すことで回旋する動作を行う．このことから，装着者の歩行に合わせて水平リンクが中点を中心に回旋することで，骨盤の回旋運動をアシストできると考えた．設計した歩行アシス
トの3Dモデルを図3に示す．

図5. 歩行アシストロボットの動作
仙骨部分に生じる押し出す力Fを式(2)に示す．

𝐹𝐹 𝐹𝐹

𝑇𝑇𝑇𝑇′
           (2)𝑙𝑙1 𝐿𝐿

式(2)における各変数の値は表1の通りである．
表1. リンク機構における変数の値
モータトルク 𝑇𝑇 (N・m)㻠㻚㻣㻝

図3. 歩行アシストロボットの3Dモデル
骨盤と脚は股関節によって繋がっており，脚の振り出し，
蹴り出しと一緒に骨盤回旋も行われている．このことから，脚を動かすときに必要な力を仙骨押し出しアシストに利用することで，歩行に有効なアシストを与えることができると考えた．安全面を考慮し，脚を振り上げるために必要な力の50%以上の力を仙骨押し出し時における力の基準とす
る．重力加速度を g（m/s2），片脚の重量を m（kg），股間
節角度をθ（deg）とし，脚を振り上げるための力 f（N）
を式(1)に示す．

㻜㻚㻟㻥㻠

アシスト板間の長さ 𝐿𝐿𝐿 (m) モータ軸からジョイント1の長さ 𝑙𝑙1 㻔㼙㻕
㻜㻚㻜㻡㻥

㻜㻚㻜㻞㻤

表1の変数を式(2)に代入すると，約25.2Nの力で仙骨部分を押し出す．F と f を比較すると， F の出力は f の約52.7%であり，本研究の安全性を満たしている．
図6に実際に製作した歩行アシストロボットを示す．ロボットの装着方法は，様々な人々の体格に合わせる必要があ
るためベルトによる固定とした．ロボット用のバッテリを固定している板にベルトを通すことで身体に装着する．その際装着者の仙骨部分に対して，水平リンクに取り付けている仙骨アシスト板が当たる位置でロボットを固定する．
それにより，本章で述べた通りロボットがアシスト時に装着者の仙骨部分を押し出し，骨盤の回旋運動を引き起こす．

𝑓𝑓 𝑓 𝑚𝑚𝑚𝑚 𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠 𝑠𝑠 𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠

成人男性から高齢者の平均体重である約65kgから，人体各部の重量の比率より体重の15%である片脚の重量を求めた．また，安全面を考慮して股関節角度θが30degであることを用いると，式(1)より f は約47.8Nとなった．
仙骨を押し出す水平リンクにモータトルクを伝えるための平行リンク機構を図4に示す．モータ軸に固定している駆動リンクから，モータトルクを中間リンクを通して水平リンクに伝える．そして水平リンクが揺動することによって，仙骨の押し出しアシストが動作する．

水平リンクの長さ 𝐿𝐿 (m)
図6. 製作した歩行アシストロボット
図7に骨盤の回旋により歩行時の歩幅が大きくなる原理を示す．図7におけるSLとSL’は，それぞれアシスト無作動
時とアシスト作動時のステップ長の比較である．歩行時の骨盤回旋により，ステップ長の増加を促す．

図7. 製作した歩行アシストによる歩行への影響

図4. 平行リンク機構の動作原理
また，アシスト作動時における歩行アシストロボットの平行リンク機構の動作を図5に示す．

歩行アシストロボットの制御用マイコンとしてArduino
Uno R3を使用している．また，装着者の脚の動きの認識に
は3軸ジャイロスコープ・3軸加速度センサであるMPU-6050が搭載されたボード（GY-521）を使用した．アシストを行
うためのモータは小型で高トルクを出力できるDCモータ― 260 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(タミヤギヤードモータ)を使用している．本研究の歩行ア
シストロボットの動作制御のフローチャートを図8に示す．

制御するためのArduino，モータドライバおよびジャイロス
コープ・加速度センサの制御基板を背中にベルトで固定する．ロボットに両脚の動きを検出させるため，ジャイロス
コープ・加速度センサを両脚の大腿部分に装着する．



図10. 歩行アシストロボットの装着図

図8. 歩行アシストロボットの動作過程
脚のセンサで歩行者が脚をどの方向に動かしているかを認識し，振り出した脚と同じ方向に骨盤回旋アシストを行う．また，歩行者が止まるとアシストも停止する．

4. 実験結果
4.1 歩行実験結果
実験参加者10名に11m歩行してもらい，測定区間における通常歩行，アシスト無作動時の歩行，アシスト作動時の歩行を各3回ずつ計測した．計測した骨盤回旋角度，歩幅，
歩行速度，右脚股関節角度，左脚股関節角度の実験参加者10名での比較を図11から図15に示す．

3. 実験方法
本実験では，歩行アシストロボットが骨盤回旋運動を促すアシストを行った際の装着者の歩行形態への影響を測定する．今回は歩行に支障がない学生10名に協力してもらい実験を行う．本実験では10名をAからJと定義し，実験を行
う前にインフォームドコンセントを行い，実験の詳細とロボットのアシスト方法を説明する．モーションキャプチャ（Qualisys）を用い，実験参加者に衣服の上からマーカを貼り人の動きを3次元的に計測する．マーカー位置は上から順
番に，首の付け根の後ろに1個，肩峰点に2個，内側上顆に2個，剣状突起の真裏に1個，仙骨部分に2個，大転子最外凸点に2個，大腿中点に2個，大腿骨外側上顆最凸点に2個，下
腿中点に2個，踵点に2個の合計18個である．本実験ではアシスト時に影響が出ると考えた骨盤回旋角度，歩幅，歩行速度，股関節角度（両脚）の5種類の動作を計測する．実験では11mを歩行してもらい，そのうちスタートとゴールから約3m地点は助走路とし，間の5m区間を測定区間とする．
モーションキャプチャ用カメラ（Oqus300 plus）はスタート地点の後ろに3台設置する．本実験の環境を図9に示す．

図11. 実験参加者10名の骨盤回旋角度の比較

図12. 実験参加者10名の歩幅の比較

図9. 本研究の実験環境
歩行形態の計測はロボットを装着していない通常歩行，装着状態でアシストを行わないときの歩行，アシストを行
うときの歩行の順番に各3回ずつ計測する．また，実験終了
後にロボットを装着したときの感覚，アシスト時の効果等など，使用感に関するアンケートを実施する．
図10に歩行アシストロボットの装着状態を示す．歩行アシストロボットを実験参加者の腰部に装着し，ロボットを― 261 ―

図13. 実験参加者10名の歩行速度の比較

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図14. 実験参加者10名の右脚股関節角度の比較

図15. 実験参加者10名の左脚股関節角度の比較
図11から図15より，アシスト作動時において測定値が通常歩行時，アシスト無作動時よりも増加した人数は，骨盤回旋角度で2名，歩幅で4名，歩行速度で3名，右脚股関節角度で7名，左脚股関節角度で6名であった．
4.2 アンケート結果
実験終了後に実施したアンケートの内容を図16に示す．
①歩行アシストロボットを装着したときの重量をどう感じましたか？
②ロボットの大きさについてどう感じましたか？
③ロボットを装着して違和感はありましたか？
④骨盤回旋アシスト作動時に歩行するとどう感じましたか？
⑤骨盤回旋アシスト作動時に腰が押されているように感じましたか？

図16. アンケート内容
アンケートは5段階評価で答えてもらい，数字が高いほど良い結果として集計を行う．実験参加者ごとのアンケート結果を表2，表3に示す．
表2. 実験参加者AからEのアンケート結果
アンケート内容
①
②
③
④
⑤

㻭
㻠
㻟
㻞
㻞
㻠

㻮
㻟
㻠
㻝
㻞
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㻝
㻟
㻝

㻵
㻞
㻞
㻟
㻞
㻝

6. 結論
 本研究では，歩行時に骨盤の回旋を促すためのリンク機構を有する歩行アシストロボットを作製し，健常人被験者10名を用いて歩行実験を行い，歩行形態の計測を行った． 
実験結果より，以下の結論が得られた．
1) 通常歩行時における骨盤回旋角度には個体差があり，約10degから27degまでに分布している．
2) 歩行アシストロボットによるアシスト動作は骨盤回旋
角度，歩幅および歩行速度に対して顕著な結果は得られなかった．
3) 歩行アシストロボットのアシスト動作により，脚の振り上げ，蹴り下げ動作が強められた．
以上の結果を基に，本研究の歩行アシストロボットにより脚の振り上げおよび蹴り下げ角度を増加させることで，高齢者のつまづきによる転倒への防止にも応用できると考えた．今後骨盤回旋角度の個体差を考慮に入れたアシスト
制御方法および歩行アシストロボットと腰部の固定方法の改善を加えて，骨盤回旋を促す歩行アシストロボットの有効性を検証する予定である．

㻱
㻟
㻞
㻞
㻟
㻠

7. 倫理審査
本研究は大阪工業大学倫理委員会の審査を経て実験を行った．倫理審査番号： 2017_5

㻶
㻠
㻟
㻠
㻠
㻡

8. 参考文献[1] 斉藤 清次, 中島 弘貴，村木 里志，高齢者における歩行時の速度変化が骨盤および体幹回旋運動に及ぼす影
響，第48回日本理学療法学術大会 抄録集，Vol.40，
 No.2，2012[2] 西森 隆，伊藤 章，歩行速度増加にともなうステップ長の増加要因，関西理学療法，Vol.12，pp45-51，2012

表3. 実験参加者FからJのアンケート結果
アンケート内容
①
②
③
④
⑤

5. 考察
実験結果より，通常歩行時の骨盤回旋角度には個体差があり，約10degから約27degまでの範囲に分布している．しかし，通常歩行時の骨盤回旋角度，歩幅および歩行速度の比較においては相関が見られないことから，被験者の歩行
形態に個体差が伴うことが示されている．通常歩行時の骨盤回旋角度に対し，歩行アシストロボットを装着してのアシスト無作動時と作動時の骨盤回旋角度を比較すると，無作動時の方が骨盤回旋角度が6名増加している．このことか
ら，本研究のアシストが被験者の骨盤回旋角度の増加に対して必ずしも有効に働いていないと考えられる．
その原因の1つとして，腰部と歩行アシストロボットはベルトで固定しているが，可動のしやすさを考慮して仙骨押し出し部分と腰部は固定されていなかった．そのため，アシスト作動中に仙骨押し出し部分のずれにより，アシスト
動作が骨盤回旋に対して十分に効力を伝えられなかったと考えられる．
しかし，両脚の股関節角度の比較結果では，上記3つの比較よりもアシストの効果が現れており，アシスト動作が脚の振り上げ，蹴り下げに対して積極的に動作を誘導したと考えられる．アンケート結果において，④歩きやすさと⑤腰の押し出し感覚の相関係数 r は r ≒ 0.56 となり正の相関が見られた．ゆえに，アシスト動作は骨盤回旋角度を増加させるほどのものではなかったが，前方に重心が移動するよう歩行者の骨盤に働きかけていた．体が前方へ進もうと促され，骨盤と繋がっている股関節部分に力が伝わった結果，股関節角度が増加したと考えられる．

― 262 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 263 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 264 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）杖歩行練習用歩行補助器の性能向上に関する検討
Investigation of Concerning performance improvement of Walking Training Apparatus
for Crutch-walk Training○ 飯岡 俊光(東京電機大学), 井上 淳(東京電機大学),花崎 泉(東京電機大学), 川村 和也(千葉大学),
貴嶋芳文(藤元総合病院), 藤元 登四郎(藤元メディカルシステム)
Toshimitsu Iioka,Jun Inoue,Izumi Hanazaki,(Tokyo Denki University)
Kazuya Kawamura (Chiba University)
Yoshifumi Kijima (Fujimoto General Hospital)
Toshiro Fujimoto(Fujimoto Medical System)
Abstract: The number of patients with cerebrovascular disease is increasing in present Japan where aging is advanced. Along with that,the number of people who left hemiplegia as a sequelae has also increased. In order to increase the healthy lifespa n of patients withhemiplegia, it is important to enable autonomous walking using a cane. In order to increase the number of pedestrians, we aredeveloping a walking aid, which is a rehabilitation tool for walking walking that can be used by one patient. I n this presentation, we willreport experiments using real machine for the purpose of improving the performance of walking aid .
Key Words: Rehabilitation, implementation, Crutch walking, Walker, Hemiplegia
1. はじめに1.1 背景麻痺の中で，身体の左右どちらかが麻痺する場合を片痺という (1)．片麻痺の症状を後遺として起こす病気一例に脳梗塞があげられる．脳梗塞をはじめとする血管疾患の国内総者数は“平成 26 年患者調査の概況”(2)より 117 万 9000 人であるとされる．脳卒中は毎年 30～40 万人が発生する国民病で、高齢者だけでなく、壮年層でもかかりやすい病気とされる．医学の進歩により，脳梗塞患者の死亡者数は減少傾向にあるが，およそ 6 割に片麻痺などの後遺症が残るとされる．高齢化の進む日本では，脳血管疾患ならびに，片麻痺の後遺症を持つ人は増加していくことが予想できる．
脳梗塞など，片麻痺の後遺症を持つ病気になると入院するのが一般的である．退院後の追跡調査によると、退院時に歩行が一人でできない患者は 5 年で 90%、7 年で 100%が死亡するとされる．一方で退院後に仕事に復帰できた患者
は 10 年死亡率は 36%とされる．これは，自信を持って歩行ができないことで，外出の機会が減少し，こもりきり，
寝たきり，痴呆症，死亡へと推移するためである．片麻痺の症状を持つ患者の中には，杖を使用することで自力での歩行が可能になる人がいる．これにより，車椅子，寝たきりにならず健康寿命の増進につながる．しかし，片麻痺患者が杖歩行を行うためには，医師や理学療法士の立ち会う
リハビリテーションを行う必要がある．現状では，リハビ
リテーションを行いたい患者の人数に対して立会う人も場所も不足している．そこで，患者が一人でも杖歩行のリハ
ビリテーションを行えるようにすることで，リハビリテー
ション期間の短縮，杖歩行車の人口の増加につながる．
1.2. 歩行のリハビリテーション
 歩行のリハビリテーション器具の例としては，平行棒や，松葉杖や歩行器が上げられる(fig.1)．
片麻痺患者が杖歩行を行うには，健側の手で杖を掴む必要がある．つまり，杖歩行のリハビリテーションの際にも，患側が麻痺しており，健側で杖を持つため，両手を使うことができない．Fig.1 に示すような従来の歩行リハビリテー

ション器具は両手を使用するため，片麻痺患者はこれらの機器を使って杖歩行のリハビリテーションを１人で行うことができない．そこで，医師や理学療法士の立ち会いなく
杖歩行練習を可能にする歩行補助器を開発することが重要である．
本研究では，現在開発中の杖歩行練習用歩行補助器の試作機の性能を加速度計を用いて比較し，性能を向上させる検討を行う．

Fig.1 The example of walking training apparatus
2. 杖歩行練習用歩行補助器について
片麻痺患者を対象とした杖歩行練習用歩行補助器には現状以下の 3 点の機能が求められている．
・歩行補助器が杖に干渉しないこと
・患者の転倒を防止すること・患者への負荷を減らすこと
 我々は上記の 3 点の機能を持った，杖歩行練習用歩行補
助器の試作機(Fig.2)を開発している．この歩行補助器は，杖を持った状態で使用する器具であるため，杖を持つ側に杖を使用できる空間を確保している．歩行補助器は Fig.2に示した反対向きに装着することで，左右どちらが麻痺した患者でも使用することができる．主な歩行補助器の使用者になる片麻痺患者の歩行リハビリテーションでは通常の歩行リハビリテーションに比べ，片側が麻痺しているためバランスを崩しやすく転倒しやすい．そこで，開発中の歩― 265 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）行補助器では，タイヤに荷重が加わるとブレーキが加わる，
Fig.3 に示すブレーキ内臓タイヤを使用している．両手を自由にし，歩行補助器と使用者を接続方法として，Fig.3 に示す様に，ハーネスを用いてバネやワイヤーで 3 点接続する方法を採用している．

2 種類の試作は，従来の試作機に比べ，フレームをよりシンプルにし，タイヤの種類によってバランスが変化しな
いように，4 輪とも同じタイヤとした． 2 種類のサイズやパラメータの違いを Table 1 にまとめる．基本的に新たな試作機 2 種類は，サイズなどのパラメータ以外は同じものとした．
Table 1 The new Walking Training Apparatus data
Color
Red
Blue
Weight(Top part)3.2 kg
3.1 kgWeight(Bottom part)6.9 kg
7.7 kgLong side
922 mm
92.5
Short side
618 mm911mm
Height adjustment
872~926mm
874～924 mm
3.性能比較実験
本実験では，フレームサイズと重量の異なる新型試作歩Fig.2

行補助器 2 機を装着して歩行し，歩行時の加速度信号から

The experimental model of Walking Training
Apparatus for Crutch-walk Training

装着者に与える影響の違いを検証する．

Fig.3 Built-in tire with brake and Harness
この試作歩行補助器には，これまでの解析により改良点が明らかになっている．1 つ目は，フレームの形状から，想定以上に安定性が上がらず，使用者の転倒を防止しきることができない．2 つ目はブレーキ内臓タイヤが前後どちらかの 2 輪だけであるため，バランスが悪い．3 つ目は，両手を自由にするために，ハーネスを用いているが，そのため，歩行中は腰を歩行補助器に引っ張られる様な状態になってしまう．これらの改良点を踏まえて，新たな杖歩行練
習用歩行補助器の試作機(Fig.4)を 2 種類用意した．

3.1 実験条件
本実験では，歩行補助器のフレームサイズと重量が変化することで，装着者に与える影響がどのように変化するのか確認することを目的とし，20 代健常被験者を対象に実験を行った．実験では通常歩行及び，歩行補助器を接続した状 態 で の 歩 行 を ， 三 次 元 動 作 解 析 シ ス テ ム 、 Evart5.0(MotionAnalysis 社製)および，3 軸無線加速度計により測定した．実験条件は，通常歩行、歩行補助器(赤)，歩行補助器(青)、の 3 条件とした．
三次元動作解析は Fig.5 の位置に 42 点の計測用マーカを取り付け、腰と歩行補助器に 1 つずつ無線加速度計を取り付けた．

Fig. 4 Measuring situation

Fig.4 The new Walking Training Apparatus for Crutch-walkTraining― 266 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.5

Marker position

Table.2 Experimental conditions
Distance
7m
marker42points(Subject)
5points(Walking Training
Apparatus)
sampling
100Hz(Motion capture)
1000Hz(Accelerometer)
Number of measurements
5
Subject
Healthy male his twenty
Number of people
4

Fig.8 Acceleration signal in the horizontal direction of Subject

3.2 実験結果と解析
 歩行中の加速度信号を Fig.6 から Fig.10 に示す．Fig.6 は，進行方向に対する歩行者の加速度信号である．また Fig.7に進行方向の垂直方向の加速度信号を，Fig.8 に横方向の加速度信号を示す．3 軸共に，周期的な加速度信号であることが確認できた．Fig.9 と Fig.10 はそれぞれ，試作歩行補助
器の進行方向に対する加速度信号である．これらは，歩行者の加速度信号と比べると振幅の変化が一定ではなく，加速度の増減が細かであることがわかる．

Fig.9 Acceleration signal in the traveling direction of Walking
Training Apparatus Red frame

Fig10. Acceleration signal in the traveling direction of Walking
Training Apparatus Blue frame
Fig.6 Acceleration signal in the traveling direction of Subject

 歩行補助器の加速度信号からでは，フレームサイズによる差を捕らえることができないことから，今回は歩行者の加速度信号を x(n)，歩行補助器の加速度信号を y(n)とし，式(1)に示す相互相関関数を求めた．

R xy (k ) 1NN 1 k x(n)  y(n  k ) …………(1)n 0(k  0,1,2, , N  1)
求めた相互相関関数のグラフを Fig11 と Fig12 に示す．相互相関関数にすることで，歩行補助器の挙動の差を視覚的に捕らえることができる．
Fig.7 Acceleration signal in the vertical direction of

Subject― 267 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ピーク値による有意差がないか確認を行った．相互相関関数から，特徴点を見つけるために，3000 フレームごとに高速フーリエ変換を行い，50 フレームずつフレームシフトを行った．Fig.13 と Fig.14 に相互相関関数のパワースペクト
ルを示す．
Fig.13 と Fig.14 からわかるように，フレームサイズの異なる歩行補助器を装備して歩行した場合，どちらでもある程
度一定の周波数にピークが集まることが確認できる．また，
この周波数のピーク値の各値を 1 サンプルと考え，統計的に有意差がないか検定を行った．まず，得られたパワース
ペクトルの各ピーク値からなるデータにリリーフォース検定と 1 標本コルモゴロフ・スミルノフ検定を行った．結果，4 人のどの被験者の場合でも，杖歩行，通常歩行のどちらともパラメトリックなデータとしてに扱えることがわかった．各被験者において，加速度信号の軸ごとにフレームサ
イズと重量の有意差を求めた結果，Table.3 に示す様になった．
Table.3 Data test result
Subject
Axial direction
Crutch walk
Walk
No.
P
P
1
Progressing direction
0.001
0.77391
Vertical direction
0.001
0.001
1
Longitudinal direction
0.001
0.001
2
Progressing direction
0.24660.1792
2
Vertical direction
0.27630.001
2Longitudinal direction
0.85610.2131
3
Progressing direction
0.001
0.018
3
Vertical direction
0.23320.001
3Longitudinal direction
0.001
0.018
4
Progressing direction
0.001
0.0053
4
Vertical direction
0.001
0.001
4
Longitudinal direction
0.001
0.001

Fig.11 Cross-correlation function of Walking Training
Apparatus Red frame

Fig.12 Cross-correlation function of Walking Training
Apparatus Blue frame

Table.3 より，被験者 2 番を除き，3 名では，フレームサイ
ズと重量の変化によって有意差があることが確認できた．
4.終わりに 今回は，杖歩行練習用歩行補助器のフレームサイズと重量が変化することで，装着者に対する影響が変化するのか，また何らかの有意差があるのか検討を行った．結果として，
加速度信号のパワースペクトルから，有意差を確認することができた．今後は，モーションキャプチャーのデータと合わせて，更なる検討を行っていく．

Fig.13 Power spectrum of cross-correlation function of Red
frame

謝 辞
本研究の一部は，文部科学省科研費研究若手研究 % 
15K16404 ，平成  年度東京電機大学総合研究所研究助成の支援を受けて行われた． 

参考文献(1)メディカルタウン
http://medical.itp.ne.jp/byouki/shoujou/mahi/
2017年7月17日アクセス(2)厚生労働省，平成26年患者調査の概況
http://www.mhlw.go.jp/toukei/saikin/hw/kanja/14/dl/05.pdf
2017 年 7 月 26 日アクセス

Fig.14 Power spectrum of cross-correlation function of Blue
frame
さらに，歩行補助器のフレームサイズと重量の違いによる有意差があるかどうかを確認するために，相互相関関数のパワースペクトルを求めた．そして，パワースペクトルの― 268 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）足荷重の視聴覚フィードバックを有した歩行訓練システムの構築～荷重値の出力特性と臨床試験計画について～○ 福山慧（大分大院）  池内秀隆（大分大）Kei FUKUYAMA, Graduate School of Oita University
Hidetaka IKEUCHI, Oita University
Abstract: In gait training for walking rehabilitation, good balance walking, that is loaded equally load on both leg, is very
important. So the scales are often used to feed back the load of the lower limbs. However, in this situation, trainee has tolook down to see the scale and his or her walking posture become undesirable. In addition, he or her cannot read the load
value on accurate. In this study, we propose the gait training system having audiovisual feedback mechanism of leg load.
This system feedback the lower limb load calculated from the ground reaction force to trainee using audio and visu al inreal time. This paper reports, output characteristics of the load in the walking path and clinical study plan for clinicalapplication will be described．
Key Words: Audiovisual Feedback, Real-time Presentation, Gait Training System, Clinical Study
1．はじめにリハビリテーションにおける歩行訓練において，患側の足荷重の把握は，歩行能力の向上及び再骨折等のリスク回避において重要である．足荷重を把握する為の手段として，通常，体重計を使用するが、歩行中に視線が足元へ向く為，前方への注意の低下や姿勢の崩れを招き，また，定位置での荷重しか把握できない為，歩行中の荷重の変動が大きい．
そこで我々は，ディスプレイにて前方からリアルタイム
で荷重が把握できるシステムを開発した (1)．
訓練者に荷重をフィードバックするシステムは少ないが，次のような研究がある．杉山らは足圧センサを使い，歩行の荷重変化について聴覚を利用して訓練者にフィードバッ
クするシステムを開発している (2)．尾形らは，義足使用の訓練において，義足側への適切な荷重負荷の訓練を行うため，色距離センサ画像より得られた歩行モデルにより床反力を推定して，訓練者にフィードバックするシステムを開発している (3)．我々のシステムは，フィードバック情報として直接測定した床反力を利用し，視覚・聴覚の両方を使用して訓練者にリアルタイムに情報をフィードバックする点が特徴的である．
今回は，歩行路における荷重値の出力特性について，前回の報告 (1)から，歩行路上の計測ポイントを増やして検証した結果について報告するとともに，臨床応用に向けた臨
床試験の実施計画について報告する．
2．歩行訓練システム
本訓練システムの概要を，Fig 1 に示す．訓練者の脚に加わる荷重をリアルタイムに測定するために，計測器としてフォースプレートを用いるが，歩行訓練の全歩数を測定す
るフォースプレートを用意することはコスト的に不可能である．そのため，フォースプレートの上に，アルミフレー
ムとベニア板で作成した歩行板を設置した．
訓練者は左右の歩行板にそれぞれ左右各足を接地するよ
うに歩行する．フォースプレートにて測定された床反力データは，Fig 2 に示すように PC により収集され，三方向分力および床反力作用点が算出される．また，USB カメラで撮影された画像をディスプレイに表示し，計測した作用点

Audio and VisualFeedback to sight and hearing
Effect ofTraining

Display ofFeet Load

Force Plate

Walking Path: Feedback Zone

Measurement of
Ground Reaction Force

Fig 1. Overview of gait training system

Fig 2. Schematic of the system setup

Fig 3. Display showing trainee’s walking characteristics
および三分力の値から，荷重量をリアルタイムにオーバー
レイ表示を行った．
荷重量の呈示は，Fig 3 で示すように，画面の両側端に矩形状のグラフにて呈示し，左右各足の鉛直荷重に合わせて矩形の高さが上下するゲージを配置し，足に加わる荷重が直観的に確認できるようにしている．これにより，被験者― 269 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）175 mm 175 mm

175 mm 175 mm

Table 1. Force plate output results
Load
Force
Force
Force
WeightPlate 1
Plate 2
Plate 398
99.14
100.01101.46
196
194.18195.53
198.37294
291.63292.56296.22392
389.92388.00394.06490
487.94491.77486.03588
591.60581.15590.45column1
490 mm
2
490 mm
3

490 mmForce
Plate 499.72
201.45294.68392.27492.60599.38
Unit N

4

Table 2. Reference value of each walking path plate
Load
Right walking Path
Left Walking Path
Weight
Plate
Plate
98
100.7499.43
196196.95197.81294
294.39293.15392
391.03391.10490
488.90490.27588
585.80595.49Unit N490 mm
5490 mm
6
row

1

2

3

Left Walk
Path Plate

1

2

3

Application Point

Right Walk
Path Plate

Fig 4. Walk path board and Load point

Table 3. Average error derived from the regression line
fit at each application point (right plate)㼃 㼑㼕㼓㼔㼠㻌
㼒㼛㼞㻌㼒㼕㼤㼕㼚㼓㻸㼛㼍㼐㻌㼣 㼑㼕㼓㼔㼠

Column/Row㻭㼜㼜㼘㼕㼏㼍㼠㼕㼛㼚㻌㻼㼛㼕㼚㼠

1
2
3

1
2
3
4
5
6
2.02±1.48 1.49±1.12 1.16±1.45 1.03±1.05 0.97±0.92 0.65±0.45
1.99±1.40 1.55±1.46 0.45±0.45 0.42±0.29 0.52±0.61 0.55±0.70
2.29±1.80 1.25±0.99 0.60±0.67 0.50±0.54 0.77±0.63 1.05±1.01
Unit%

Table 4. Average error derived from the regression line
fit at each application point (left plate)Fig 5. Diagram and photo of the measurement device

Column/Row

は常に前方のディスプレイを見ながら，姿勢や荷重量のフィードバックがリアルタイムに得られると考える．
3．歩行路における荷重の出力特性実験
歩行訓練において最低限の歩数を確保し，かつ，現状の測定機器で対応するため，フォースプレート上に歩行板を設置した．しかし，歩行路の設置により，測定される床反力の特性が変化することが予想される．そこで，フォースプレートと歩行板を組み合わせた歩行路において，荷重の出力特性の変化について実験を行った．
歩行路は，フォースプレート 4 枚を左右側に 2 枚ずつに分け，各々を 1300mm 離して設置し，その上に歩行板を乗せたものとなる．この状態で，歩行板上の複数の点に一定の荷重を加え，その計測値を測定する．その結果と，フォースプレートのみに荷重を加えた結果を比較し，歩行板を設置することによる特性変化と本システムの目的を考慮した影響について検討する．実験では，Fig 4 で示すとおり，
左右各々の荷重点 18 点にて重錘を使用し荷重を行った．荷重量は，98N，196N，294N，392N，490N，588N の 6 通りとし，床反力(垂直方向)として PC を介してデータ収集を行った．計測回数は各々の負荷点にて 3 回ずつ実施し，これらの平均値を各荷重点の測定値とする．
なお，本システムで用いているキスラー社製フォースプ
レートは，力センサに水晶のピエゾ素子を利用している．
そのため，動的な床反力測定には高精度な測定が期待でき
るが，一定荷重のような静的な力に対しては，注意が必要である．本実験では，錘による負荷をスムーズに行えるよ
うに，Fig 5 に示す測定機器を作成した．本機器は，てこの原理を使用し，置いた錘の重さに対して 2 倍の荷重を負荷

1
2
3

1
2
3
4
5
6
0.79±0.93 1.75±1.40 1.96±1.77 1.99±1.92 2.00±2.43 0.65±0.35
0.77±0.93 0.76±0.48 0.67±0.59 1.00±0.81 1.16±0.83 0.92±0.68
0.81±0.45 0.93±0.90 0.83±0.80 1.29±1.17 0.98±0.62 1.29±0.90
Unit%

し測定できるように設計している．このようにすることで，一人でも比較的スムーズに荷重を行うことができた．
4．出力特性実験結果実験に使用する 4 つのフォースプレートについて，各々直接重錘を負荷した 3 試行分の平均値の結果を Table 1 に示す．また，左右各々の歩行路で用いる，選定した 2 枚セットのフォースプレートの平均値について Table 2 に示した．
歩行路の出力特性については，Table 2 に示した平均値を基準に検討を行った．
右側の歩行路における，荷重点 18 点の測定値と基準値の平均誤差を Table 3 に示し，左側の歩行路における，荷重点18 点の測定値と基準値の平均誤差を Table 4 に示す．
左右各々の歩行路の測定値の平均誤差は，すべて 2.5％以内に収まるという結果となった．
さらに，左右各々の歩行路にて，6 通りの荷重における，負荷した荷重値と測定された荷重値の関係は，Fig 6 のように，ほぼ直線性を示すことがわかった．
Fig 7 は，各荷重点で測定された誤差の平均値を３次元プロットしたものである．歩行路の中心ほど誤差は少なく，中心から離れるにつれて誤差は大きくなるが，誤差の程度
は最大でも３%以内に収まっていた．したがって，リハビ
リテーションにおける歩行訓練での免荷量の目安が，体重の 1/3 や 1/2 単位程度を基準としているため，今回の出力― 270 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）700

Measuremet Value (N)

600
500
400
300

200
100

Right Plate

0
0

100

200

300
400
Load Weight (N)

500

600

700

Right Plate
700

Measuremet Value (N)

600
500
400
300

Left Plate
Fig 7. Average Error of each application point

200
100
0
0

100

200

300
400
Load Weight (N)

500

600

700

Left Plate
Fig 6. Linearity of each application point

Fig 8. Clinical trial protocol

特性の結果としては，この基準で考える場合は問題ないレベルである．したがって，当面のところ，臨床現場においても本訓練機器が応用できる可能性があると考える．
5．臨床試験について
本訓練機器の臨床応用を目的とし，対象患者による臨床試
験の実施を計画している．以下の内容で，社会福祉法人農協共済別府リハビリテーションセンターの倫理委員会，並びに大分大学理工学部の研究倫理審査委員会にて審査を実施し，承認を得ている．
＜本臨床試験の対象＞① 脳血管疾患により片麻痺を呈し，Brunnstrom stage
にて stageⅣ以上と診断され歩行が安定している方．
② 下肢骨折により片側下肢の荷重制限があり，医師の診断にて，免荷を行えば歩行訓練可能と診断された方．
＜臨床試験のプロトコル（Fig 8）＞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．
② 鏡と体重計を除去した状態での歩行を１往復実施．
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．
④ ディスプレイを除去した状態での歩行を１往復実施．
＜臨床試験の期間及び参加人数＞
社会福祉法人農協共済別府リハビリテーションセンター
にて，2017 年 8 月から 2018 年 3 月の期間にて，6 人の患者に実施予定．

る事を，実際の患者のデータ結果から検証していきたい．
さらに，患者の運動学習とモチベーションの維持が行えるように，歩行後に評価結果を呈示するシステムの構築（オフラインフィードバック）について検討していきたい．
謝辞
本研究は JSPS 科研費 15K01464 の助成を受けています．

参考文献(1) 福山慧，池内秀隆：足荷重のリアルタイム呈示による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構築，歩行路における荷重値の出力特性について，
LIFE2016講演予稿集，3P1-A02，2016.
(2) 嶌田聡，杉山圭介，大塚作一，澤田義則，新井信：リハビリテーションにおける荷重調節訓練支援システムの検討，信学全大，D-7-43，1999.
(3) 尾形邦裕，三田友記，清水健，山崎伸也：色距離画像
センサを用いた床反力可視化による義足荷重訓練支援
システム測，LIFE2014生活支援医療福祉工学系学会連合大会2014，GS4-2，2014

6．今後の展開
まず，歩行における足荷重の調整に関し，健常被験者に対し，従来の体重計を用いた場合と本システムを用いた場合とで比較を行い，本システムの有効性を検討する．
その後，臨床試験において，本システムを使用する方が従来の訓練方法よりも目的とする荷重値に調整しやすくな― 271 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）小型・軽量化した立位移動可能な電動車いすの転倒抑止条件の基礎的評価
Basic Study on Fall Prevention of Compact and Lightweight Stand-up Powered Wheelchair○ 柳一寛(職業大) 高橋宏治(職業大) 池田知純(職業大) 垣本映(職業大) 新家寿健(職業大)松野史幸(コーヤシステムデザイン )Kazuhiro Yanagi，Koji Takahashi，Tomozumi Ikeda，Akira Kakimoto，Toshitake Araie，Fumiyuki Matsuno
Abstract:
When self-standing walking is difficult, a wheelchair with a standing position function enables standing
position work as well as sitting position work and improves convenience. However, in the standing position, th e center ofgravity is high, and it has been traditionally made with weight and long wheel base to prevent falling down, and it isdesired to reduce size and weight from the viewpoint of space and portability. Therefore, by providing a fall control
prevention control function, we aim to reduce the size and weight of electric wheelchairs that can move upright. In thispaper, we report on the configuration of the controller for fall prevension control and the basic examination of stopping at
the sitting position and standing posture of prototype electric wheelchair or suppressing falling during running.
Key Words: Stand-up Powered Wheelchair，Fall Prevention，Center of Gravity，Trunk fixation
1. はじめに下肢が不自由で自立歩行は困難であるが，上肢の麻痺がない程度の場合，移動に一般的な車いすを使用すると，座位姿勢のみのため行える作業への制約が大きい．これに対して，スタンドアップ機能を有する電動車いすでは， 座位状態から立位状態へと身体の姿勢を変えられることにより，座位姿勢ではできなかった行動や作業をすることができ利便性が向上する．本研究では，立位から座位の任意の状態で使用する事を前提として立位移動可能な電動車いすの小型・軽量化を目指している 1)．
本稿では，電動車いすモデルにより導出した転倒抑止条
件を実機により評価し，転倒抑止条件を満たす制御系を示
す．
2. スタンドアップ機能を有する電動車いすの現状
現在，実用化されているスタンドアップ機能を有する電動車いすとして，LEVO2)や F5corpusVS3)等がある．これらの電動車いすは，立位から座位の任意の姿勢での移動および作業が可能である．しかし，立位姿勢では重心位置が高くなり転倒への対策が必要である．そのため，重量化および前輪と後輪の間のホイールべースを長くすることで対策を行っている．一方で，持ち運びやスペースの観点から小型・軽量化が望まれている．
この要求に対して，筑波大学では，立位移動支援パーソ
ナルモビリティを提案している 4)．これは，車外に着席している搭乗者を，立位に姿勢遷移させながら移乗させ，乗車後は立位を維持したまま移動するものである．また，その操縦は搭乗者の胴体姿勢から移動意思を読み取る方式であり，立位移動に目的を絞ったものといえる．この他に，
RODEM TRI 5)や Gyrolift 6)などがある．RODEM TRI は，車いす（大型）と同程度の寸法であり，一般的な車いすと同様に座位姿勢で移乗，移動し座位から立位の任意の姿勢へ変換し，作業が可能なものである．また，車いすの前方には，立位時に体を支えるために支えが取り付けられており，座位での移動および立位での作業に目的を絞ったものといえる．Gyrolift は，2 輪での静止及び走行が可能であり，操縦は搭乗者の胴体姿勢から移動意思を読み取る方式である．

座位姿勢で移乗し，座位から立位の任意の姿勢で移動することが可能である．また，車いす前方には持ち手が取り付けられており，座位または立位での移動および立位での作業に目的を絞ったものといえる．
鈴木らにより，介助なしに装具を装着し，起立し，装具歩行に移行することを支援するためのモビリティデバイス
7) が開発されている．このデバイスは，建物間の移動など
比較的長距離を移動する場合には，座位姿勢とし，スポット的な移動やリハビリ訓練を兼ねた移動では，立位姿勢へ変換し，装着した歩行装具による立位歩行を活用する．立位姿勢では，アームレストを腋に挟んで姿勢を保持し，杖や歩行器を取り立位歩行に移行できる．このモビリティデ
バイスの試乗評価で，座位から立位への姿勢変換時に臀部がずり落ちる，また姿勢変換時は，アームレストで体を支えながらの姿勢変換であるため負担が大きい，という意見が挙げられている．
以上の所見を踏まえ，本研究では次の仕様を満たす電動車いすを試作する．
 持ち運びやスペースの観点から小型・軽量であること．
 スタンドアップ機能を有する電動車いすの利用場面を想定すると，立位作業および移動の他に，座位で机などに向かい作業を行う場面，作業を伴わず移動や待機する場面など様々である．そのため，立位から座位の任意の座面高さでの作業ができること．
 姿勢変換時に臀部がずり落ちないこと．また，立位姿
勢の際に，アームレストだけに負担が生じないように，
身体への負担を分散すること．
3. 試作した電動車いすの概要
図 1 に，試作した電動車いすの各寸法と外観を示す．試
作した電動車いすの搭乗者は，四肢麻痺者の中でも電動車
いすの動きに耐えられる程度の体幹筋力のある平均的な成人男性(身長 172cm，体重 65.7kg) 8)を対象とし，使用場所は一般の屋内環境を想定している．

― 272 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）となる．これを図 2 に示す三角形△PFR，高さ H=zc，P から下した垂線と底辺の交点までの F から R 向きの距離
BF=xc で模式化する．重心 P には，路面と平行な慣性力と重心 P から鉛直下向きの重力の合力が作用する．静止時では重力ベクトル，移動時では合力ベクトルが△PFR 領域内にあるとき，車いすは転倒しない．
静止時の転倒しない条件式は，
0  mu xu  mw xw  /(mu  mw )  L(3)0  BF cos   H sin( / 2   )

(4)

である．
直進制動時の転倒しない条件は，重心 P に生じる合成ベク
トルが幾何モデルの△PFR の内側に向くことである．
4.2

図1

試作した電動車いすの各寸法と外観

車いすフレームの材質はアルミである．バッテリーを含む車いすの総重量は 32.7kg であり，成人男性 2 人で持ち運ぶことができる 9)．車いすの各寸法は，全幅 660mm，立位時の座面高さ 532mm，全高 1010mm，全長 550mm，座位時の座面高さ 412mm，全高 890mm，全長 670mm である．車
いすのホイールベース長さは座位，立位ともに 373mm である．全長は，電動車いすの JIS 規格で示す 1200mm の約半分である．
駆動輪には，ヤマハ発動機の車いす専用ユニットであるジョイユニット X Plus（車輪径 16 インチ，重量 14.7kg）を用いる．車いすの接近性を確保するために前輪駆動としている．最高速度は，中速用電動車いすの最高速度 6km/h
である．
座面の昇降機構は，平行リンク機構と LINAK 社製リニアアクチュエータ LA28（推進力 2000N，ストローク 100～400mm）からなる．昇降ボタンには，LINAK 社製のハンドセット HB40，昇降コントローラには，コントロールボ
ックス CB8-A を使用する．座位から立位までを約 15 秒で昇降する．座面は，立位姿勢に移行するにつれ前方へ遷移
するとともに，座面の 1/2 を中心に徐々に屈曲する．立位時に座位部分を残すことで，姿勢変換での臀部のズレを防ぎ，さらに下肢と座部に荷重を分担することで身体への負担を軽減する．

解析方法と結果
座面高さ 412mm から 532mm まで 24mm 間隔で各座面高さにおける静止時と直進制動時の重心 P と重心 P に作用する合力ベクトルを求め，転倒危険性の解析を行った．搭
乗者モデルは，身長 178cm，体重 60.5kg で，体幹が背もたれに固定されていると仮定した．走行路面は，平坦路および傾斜角 5,10 度の降坂路，路面は滑らないこととした．また身体の各部質量は，松井の身体各部質量及び質量比 10)をもとに算出した．
静止時の各座面高さにおける重心と重力ベクトルを図 3に示す．平坦路および 5 度の降坂路において，座面の高さによらず重力ベクトルは△PFR 領域内であった．10 度の降坂路では，座面高さ 532mm において重力ベクトルは△PFR
領域外であった．
図 4 に，直進制動時に減速度 0.8m/s2，1.6m/s2 で停止，としたときの解析結果を示す．
減速度 0.8m/s2 で停止した場合に，平坦路では全ての座面
高さ，5 度の降坂路では座面高さ 484mm，10 度の降坂路では 436mm まで後輪を接地して走行可能であった．減速度
1.6m/s2 で停止した場合に，平坦路では座面高さ 508mm，5度の降坂路では座面高さ 436mm まで後輪を接地して走行可能であり，10 度の降坂路では全ての座面高さで後輪が浮き走行することができなかった．また，降坂路の傾斜角が大きくなるにつれ転倒しない限界の座面高さが低くなった．

4. 静止，走行時の転倒危険性の解析
4.1 幾何モデル
試作した電動車いすが水平面に置かれているとき，側面から見た幾何モデルを図 2 に示す．図中の三角形△PFR の
頂点は，車いすと搭乗者を合わせた重心 P，前輪接地点 F(原点 O)，後輪接地点 R とし，グローバル座標系を O-X-Z，車いす座標系を O-x-z とする．搭乗者の質量を mu，重心をP u(xu,zu)，車いすの質量を mw，重心を P w(xw,zw)とする．また L は，前後輪軸間のホイールベース長さである．搭乗者と車いすを一体とした全体の重心 P c(xc,zc)は，

mu xu  mw xw /(mu  mw )z C m u z u  m w z w /(m u  m w )

xC

図2

(1)
(2)

― 273 ―

試作した電動車いすの幾何モデル

図 3 静止時での重心と重力ベクトルLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 6 に，体幹固定の有無による座面高さと前後方向（X 軸方向）の重心位置との関係を示す．
体幹固定なし，作業なしで着座した場合に比べ，体幹固定あり，作業ありの場合の方が，重心位置が前方あった．
腹部固定では，座面高さが被験者 A，B は 484mm，被験者
C は 508mm を超えると後輪が浮き復元しなくなった．また，被験者の平均の作業範囲は，身体の中心から前方 1045mm，
側方 882mm であった．胸部固定では，全ての座面高さで後輪が接地したままであり，各座面高さでの作業が可能であることが分かった． また，この時の作業範囲は，身体の中心から前方に 678mm，側方に 786mm であった．被験者
C に比べ A，B は 10m 程度前方に重心があった．

減速度 0.8m/s2 で停止した場合

図4

減速度 1.6m/s2 で停止した場合
直進制動時(降坂路 0,5,10 度)の重心と合力ベクトル

解析結果より転倒抑止条件は，・ 搭乗者の重量と車いすの重量および重心が既知のとき，
式(3)より搭乗者の重心 xu の範囲が決まる．姿勢や身体条件による重心 xu の変化を制限する
・ 降坂路では，傾斜角に応じて転倒しない座面高さまで下げる
・ 直進制動時は，座面高さに応じて転倒しない減速度の大きさまで下げる
5. 転倒抑止条件の基礎的評価
5.1 被験者
電動車いすの使用状況を想定し，前節で示した転倒抑止
条件の評価実験を行った．被験者は，平均的な成人男性に近い体格の 20 代の健常男性 3 名(A：173cm，76.5kg，B：
170cm，81.3kg，C：178cm，60.5kg)とした．なお，被験者
C は， 前節の搭乗者モデルと同等の身体条件である．
5.2 上肢前方挙上作業での体幹固定による転倒抑止効果
前節の解析結果より，座面高さを制限することで重心が前方に遷移することによる転倒を抑止できることが分かった．そこで，車いすに搭乗した状態で重量物を棚から出し入れする上肢前方挙上作業で重心が前方へ遷移した場合の転倒危険性を把握し，さらに車いすへの体幹固定による転倒抑止を評価した．被験者には，図 5 に示すように車いすへの腹部固定，胸部固定した状態で 1kg の重量物を両手で把持させ，体幹の前屈と上肢前方挙上を行うよう指示した．

図5

図6

体幹固定の有無による X 方向の重心の変化

以上より，試作した電動車いすにおいて，平坦路で静止
し作業を行う場合に，腹部固定では作業範囲は広いが座面高さによっては，重心が転倒しない重心範囲を逸脱するた
め座面高さの制限が必要である．また腹部固定に比べ作業範囲は狭くなるが胸部固定することで転倒しない重心範囲が広くなり，より高い座面高さで作業を行うことができる．
5.3 減速度制限による転倒抑止効果
前節の解析結果より，座面高さに応じて直進制動時の減速度を制限することで転倒を抑止できることが分かった．
減速度を 0.8, 1.2, 1.4, 1.6m/s2 と設定し，胸部または腹部を固定した状態で減速・停止したときの車輪と床面との接地状態を観察した．停止時に全輪が継続して接地している場
合を〇，後輪が浮いたが復元した場合を△，後輪が浮き復元しなかった場合を×として観察した．表 2 に腹部固定の結果，表 3 に胸部固定の結果を示す．
表 2，3 より減速度 0.8m/s2 の場合は全座面高さで安全に停止したが，減速度 1.2m/s2 では座面高さが 508mm，減速度 1.4m/s2 で 532mm で転倒の危険性があった．減速度を下げることで全ての座面高さでの減速・停止が可能であることが分かった．被験者 C の平坦路における直進制動時の解析結果と実機による実験結果を比較した．胸部固定の結果
は，前節の解析結果と一致していた．腹部固定の直進制動
では，搭乗者に前方へ減速度による慣性力が加わり，腹部を基点に体幹が屈曲し，重心が前方へ移動する．そのため，解析結果と一致しなかった．被験者 A, B に関しては身体条件が異なるため，被験者 C に比べ前方に重心があった．そのため被験者 C に比べ，停止できる座面高さが少なった．
固定位置および身体条件によって減速・停止時の慣性力により重心が変化し転倒する危険性がある．

実験 1 における作業姿勢― 274 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

図7
表2

表3

提案する転倒抑止制御系
応じた座面高さ指令と車体運動指令を生成し，各コントローラに出力する．座面高さと車体の運動は，各種センサに
よりセンサデータとして取得され，統合コントローラにフィードバック信号として入力される．搭乗者からの要求が，転倒しない条件を満たす場合は，要求を指令として出力し，転倒しない条件に満たない場合は，車体の状態が転倒しない条件を満たす指令を出力する．

腹部固定で停止した場合の車輪の接地状態

7. おわりに試作した電動車いすの転倒抑止条件を導出し，実験によ
り作業および移動時の転倒抑止条件の評価を行った．評価
結果より，減速度の大きさに，搭乗者の身体条件および姿勢による転倒危険性について把握した．今後は，得られた転倒抑止条件に基づき，転倒抑止機能付統合コントローラを作成し，試作した電動車いすへの実装および転倒抑止制
御性能の評価を行う．

胸部固定で停止した場合の車輪の接地状態

参考文献
1)

柳 一寛，池田 知純，新家 寿健，鈴木 重信，垣本 映，高橋 宏治，立位で移動可能な電動車いすの転倒抑止制御，第5.4 評価結果のまとめ
以上より，停止時に座面高さを優先する場合は減速度を，速度を優先する場合は座面高さを下げ，転倒危険性を避ける必要がある．腹部固定に比べ胸部固定の方がより高い座
面高さで後輪を接地し転倒を回避することが可能であるが，腹部固定であっても、座面高さに応じて減速度を制限する
ことで後輪を接地し転倒を回避することが可能である．

24 回 職業能力開発研究発表講演会 講演論文
2)

2016

LEVO AG，Switzerland，リーボ スタンディング 製品ガイド
Levo standing product guide：https://www.levo.ch/3)

ペルモビール株式会社，電動車いす総合カタログ
2015-051125.JP：http://www.permobilkk.jp/

4)

江口洋丞，門根秀樹，鈴木健嗣，立位移動を支援する適応的
姿勢可変パーソナルモビリティ，日本機械学会ロボティク
ス・メカトロニクス講演会講演概要集 2013；pp.2P1-C12(1)6. 試作電動車いすの転倒抑止制御系
本研究における電動車いすの解析，実験より体幹固定の有無および固定位置における座面高さ，減速度を制御する
ことで転倒を回避することが可能である．提案する転倒抑止制御系の構成を図 7 に示す．
ジョイスティックには，外部機器より駆動系を操作可能
なヤマハ電動車いす研究開発用キット，転倒抑止機能付統合コントローラには，組み込み用 CPU ボードを使用する．
既存の昇降コントローラ及び車体運動コントローラを使用
し，それぞれの駆動系を駆動する．車いすの座面高さは，平行リンク機構のフレーム角度をポテンショメータ（緑測器製 CP-2FABSJ）で測定し，測定データより座面高さを算出する．車体運動は，9 軸センサ（インベンセンス製
MPU9150）で測定する．
制御の流れは，搭乗者の座面高さ要求と車体運動要求が，昇降ボタンとジョイスティックの操作信号として統合コン
トローラに入力される．統合コントローラは，操作信号に

～(2)
5)

Micoto Technology，TRi：http://www.micotech.jp/rodem-tri.html

6)Lambert Trenoras，Unene Gregory，Eric Monacelli，Vincent Hugel，Mechatronic Design of the Gyrolift Verticalization Wheelchair，
2014

IEEE /ASME International Conference on AdvancedIntelligent Mechatronics(AIM)Besancon，France，July 8-11，2014
7)

鈴木重信，松井勇樹，高橋将人，垣本映，太田裕治，立位歩行と座位移動を併せ持つ新しいモビリティデバイスの開発，
生活生命支援医療福祉工学系学会連合大会

2010

講演論

文集；pp530-531.
8)

文部科学省，体力・運動能力調査，統計表一覧，
http://www.e-stat.go.jp/SG1/estat/List.do?bid=000001077238&cy
code=09)厚生労働省，職場における腰痛予防対策指針：
http://www.mhlw.go.jp/stf/houdou/youtsuushishin.html

10) 松井秀治，各種姿勢の重心位置に関する研究，体育学研究 2(2),65-76, 1956

― 275 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）能動義手用ケーブル操作記録計を用いたケーブル操作量と義手動作の比較実験
Comparative experiment of cable operation and upper limb prosthesis movement with control
cable operation recorder for body-powered upper limb prosthesis○ 加藤和久（東電大院） 大西謙吾（東電大院） 森田智久（東電大院） 須田裕紀（新医福大）Kazuhisa KATO, Kengo OHNISHI, Tomohisa MORITA, Grad. School of Science& Engineering, Tokyo Denki University
Hironori SUDA, Dept. of Prosthetics & Orthotics and Assistive Technology, Niigata University of Health and Welfare
Abstract: Quantitative evaluation based on the measurement of Bowden cable traction in a body-powered prosthesis arevery rare yet important to improve the motion efficiency of the prosthesis. This report targets to measure, record andevaluate the using condition of body-powered prosthesis during daily life. A sensor unit to record the traction and tomeasure cable excursion are designed and prototyped. In this report, we attached the cable operation recorder in the cableof quasi-body-powered prosthesis, and conducted a upper limb prosthesis evaluation battery: Clothespin Test. In theexperiment, cable excursion amount were measured with 3D motion analysis to compare with recorder’s performance.
From the results of the experiment, the recorder showed that continuous recording with sensor signal within determined
tolerance range 6.0 mm was performable.
Key Words: Bowden Cable, Body-powered prosthesis, Cable excursion
1. はじめに体内力源式能動義手 (1) （以下，能動義手）はコントロー
ルケーブルの張力をハーネスを通じて知覚でき，把持力や手先具の開閉の調整が容易であり，巧緻性の高い作業に多く用いられている．そのため，能動義手の研究として，手先具の性能評価 (2)やコントロールケーブルの要素技術としてプーリの研究 (3)といった実験環境下での操作情報や部品の評価などの義手の定量的な報告はされている．しかしながら，使用者の日常生活環境下で能動義手を装着し，日常生活動作を行ったときのケーブル牽引力，牽引量，手先具の開閉回数といったケーブル操作情報は取得されていない．
そこで，本研究では，日常生活下で長時間測定することができ，ケーブル操作量である，ケーブル牽引力，牽引時間，手先具の開閉回数等を記録し，評価，分析をする計測器の開発を目的とする．
本報告では設計，試作したケーブル操作記録計を模擬能
動前腕義手（以下，模擬義手）のコントロールケーブルに装着し，模擬義手を着用した非切断者が洗濯バサミの摘み，移動，離しの動作時の牽引量を測定した実験結果より，動作と牽引量を比較し相関を報告する．

2. ケーブル操作記録計の設計
記録計は物理量であるケーブルの動きを変換器を通じて，電気信号に変換しマイクロコンピュータで信号を記録する．そのため，牽引量を変換するため，牽引量変換器を設計した．
牽引量変換器では，まず直動変位を回転運動に変換する．
手先具操作時のケーブル変位はケーブルの走行路に沿った空間運動となるが，短い区間に限定した時，直線運動変位とみなせる．ケーブル感受部を小さくしケーブル変位を測定するために，直線運動を回転運動に変換させ，摩擦を利用したレーンの考案 (4)を応用した機構を用いた．変換器の感受部にレーンの考案を応用した機構を螺旋プーリに設けた．螺旋プーリにワイヤベルトを巻きつけ，ケーブルに留め具で固定し，ケーブル牽引量に応じたワイヤベルトの牽引量が螺旋プーリの回転角度として測定する．この回転角度を電気信号に変換するため螺旋プーリの軸に可変抵抗を取り付ける．ポテンションメータ式牽引量変換器の設計図
を Fig. 1 に示し，製作物を Fig. 2 (a)．螺旋プーリに巻きつけたワイヤベルトはケーブルが緩んだ場合でも常にワイヤベルトに張力を発生させ続けさせなければならないため，Fig. 2 (b)に示したテンショナを取り付ける．このポテンションメータ式牽引量変換器にマイクロコンピュータ(Raspberry Pi 3 モデル B)を接続し出力信号を取得し保存す
る．

Fig. 1 Converter design drawing(a) Cable travel converter(b) Tensioner
Fig. 2 Structure of recorder
3. Clothespin Test によるケーブル牽引量と義手動作比較
模擬能動義手のコントロールケーブルに記録計とテンシ
ョナを取り付け，義手の動作訓練や作業能力評価に用いられる洗濯バサミの掴み移動作業を行うClothespin Test（ 以下，CT）を実施した際の測定を検証した．使用環境に近い環境で計測が可能かを検証することでセンサとしての有効性を調査することを目的とする．本実験では，CT中の接近，掴み，移動，離し，離脱の動作中のケーブル牽引量を記録計と動作解析装置を用いて測定し，信号を比較することで，評価を行った． ― 276 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）CT に用いる Pinch Exercise(以下，PE)の機材は Rolyan 社
製 Graded Pinch Exerciser を参考に自作した．洗濯バサミ，
洗濯バサミの初期位置の水平棒，目標位置用の金網は，洗濯ばさみが取り付けた姿勢角度が保持できるように加工を施した．洗濯バサミの把持力は 11 N，寸法 84×60.4×25 mmのものを使用した．Fig. 3 (a) に洗濯バサミの寸法図を，Fig.
3 (b)に PE を示す．

(a) Clothespin(b) Pinch Exercise
Fig. 3 Pinch Exercise Kit 
3.1 条件・手順
本実験では模擬義手のコントロールケーブルの操作をし，CT課題を実行時の記録計と三次元動作解析装置により測定したケーブル牽引量を比較・評価する．
能動フックにはHosmer5XA，輪ゴムは2個を用いた．空間中の能動フックの開き角度，ケーブルの牽引量は三次元
動作解析装置（ノビテック，VENUS3D）にて，マーカを能動フックに7個，ベースプレート位置とケーブル中に2個の計9個取り付け，8台のビデオカメラで測定，記録した．
動作解析装置はサンプリング周波数100 Hzで測定し，記録計の出力信号はRaspberry Piで95 Hzで測定した．出力信号はオフラインで較正実験にて求めた換算式でケーブル牽引
量に変換した．
CT は水平棒から金網の水平棒へ洗濯バサミを移動させる動作を取り付け動作，金網の水平棒から水平棒へ洗濯バ
サミを移動させる動作を取り外し動作とした．取り付け動
作開始時は水平棒の設定した三か所に洗濯バサミを被験者が把持しやすい角度で一様に取り付ける．取り外し動作も同様に洗濯バサミの角度を調整し金網の水平棒に取り付けた．PE の金網の底辺中心部を基準位置に設定し基準位置から(-125,274,0) mm の位置を下部，(27,396,0) mm の位置を中部，(126,596,0) mm の位置を上部の目標位置とする．また
水平棒の洗濯バサミの位置は，基準から(-125,100,190) mmの 位 置 を 左 部 ， (27,100,190) mm の 位 置 を 中 央 部 ，(126,100,190) mm の位置を右部とし，印をつけた．
 被験者は模擬義手を装着し，被験者の臍前で手先具を静止した姿勢を初期姿勢とした．初期姿勢から取り付け動作，取り外し動作を行い，各動作で 5 試行測定を行った．
3.2 結果・考察
本実験は，東京電機大学ヒト生命倫理委員会の承認を受け，被験者への事前説明を行い，同意を得て実施した．
被験者は右利き成人男性 1 名(身長 173 cm・体重 83 kg・
年齢 22 歳)，模擬義手装着後にハーネスを調整し，事前に動作を繰り返し練習した後，実験を開始した．記録計を取り付けた模擬義手の装着状態を Fig. 4 に示す．
ケーブル操作記録計と三次元動作解析装置で求めた牽引量の出力信号は各初期姿勢での 2 秒間の出力信号平均値でオフセット処理を施した．結果，記録計で測定した洗濯バ
サミを摘まむのに必要なケーブル牽引量の平均値は取り付け動作時では平均 37.3 mm±S.D. 3.6 mm で，取り外し動

作では平均 40.0 mm S.D±2.5 mm であった．すべての動作で三次元動作解析装置の牽引量の値が大きく，記録計の出力信号は一連の実験動作中に連続的に測定する事ができており異常な値は計測されない事を確認した．
三次元動作解析装置でベースプレート位置とケーブル中のマーカの二点間距離で求めたケーブルの牽引量を最確値とした．記録計の測定値と三次元動作解析装置の最確値を比較するため，測定値はサンプリング周波数 5 Hz に間引きし，最確値と測定値の差を誤差とした．Fig. 5 に一例として 1 試行目の取り付け動作時の結果を，横軸に時間[s]，縦軸にケーブル牽引量[mm]を取ったグラフを示す．これより，取り付け動作時では 4 試行目の誤差の平均値が最大であり，誤差は平均 3.6 mm，標準偏差 2.4 mm であった．
また，取り外し動作時では 3 試行目の誤差の平均値が最大であり，誤差は平均 3.2 mm，標準偏差，2.5 mm だった．
以上より，試作したケーブル操作記録計は能動義手に装着，計測時の測定値の許容誤差を 6.0 mm とし，ケーブルの操作量を測定する設計仕様を満たすことが確認された．

Fig. 4 Recorder mounting diagramFig. 5 First removing action
4.おわりに試作したケーブル操作記録計を模擬義手に取り付け，
Clothespin Test 課題の接近，摘み，移動，離し，離脱動作を測定した．測定結果より，ケーブル牽引量の連続的な測定と誤差を確認し，短時間の測定実験中では設計仕様の 6.0mm の許容誤差を満たすことを確認した．今後は能動義手に設置し，動作とケーブル操作の関係を分析し，まとめる．    
参考文献
(1) 澤村誠志，切断と義肢 第 2 版，医歯薬出版株式会社，
2016．
(2) Gerwin Smit，Dick H. Plettenburg, Efficiency of voluntary
closing hand and hook prostheses, POI, Vol.34, No.4,
pp.411-427, 2010．
(3) 末田統，義手の感覚装置と義手の制御能力の評価，バ
イオメカニズム，Vol.1，pp.171-184，1972．
(4) 伊藤茂，メカニズムの事典，理工学社，1988．

― 277 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）複動拮抗シリンダを用いた二関節筋模擬における内外旋股関節機構の基礎的検討
A Study of Convolution Mechanism with Bi-article Muscles using Antagonism
Double Action Cylinder
梅村 敦史（北見工業大学）
Atsushi Umemura
Key Words
leg-mimic, convolution, double action cylinder, bi-article muscle

帯・恥骨大腿靱帯が阻害に関与していると解剖学的には考えら
１． はじめにれ，大腿内転筋群の緊張をはじめ，大腿骨頭靱帯，や臼蓋縁の近年，ヒトの動作を模擬したロボットのが必要になってきてい形状の関係も無視しがたい．内・外旋においては股関節前部の腸骨大腿靱帯，恥骨大腿靱帯と後部の坐骨大腿靭帯が制限をし，る．
まず第一に，人工関節などの医療機器，福祉機器やスポーツ

中殿筋と小殿筋が働く．

用具などの開発において安全性や性能の評価に必要とされていしかしながら，以上の股関節の回転を省略すると模擬できる動る．安全性を確認するために実際にヒトに使ってもらうのは難しい，

作に制約が生じる．熊本らは股関節と膝関節と足関節がつくる矢

また耐久性や性能を評価するために繰り返し利用したり，客観的面の筋群は，三対六筋からなる実効筋群によって等価的に表すに標準的なヒトに利用してもらうシミュレータとしての需要がある．

ことができると述べている（２）．

第二に訓練装置としての需要である．リハビリを担っている理

定常的な歩行（３），立ち上がり着座（４），あるいは跳躍（５）・着地動学療法士には実際の患者を対象にして技術を習得する必要があ作（６）であれば矢状面だけで十分妥当なモデルになることがわかるが，訓練に必要な患者が得られるとは限らず，患者の代わりとってきている．しかし，スキー動作などのヒトの動作一般を模擬しなることが期待されている．

ようとする場合は，矢状面だけでは足りない．例えばスキー動作

第三に，ヒトの動作を簡易に低コストで実現できるようになる将では，内外旋動作によって足を傾けることで，スキー板を傾け，エ来の状況において，電動義足などのようにヒトの四肢を代替するッジをたて回転をする（７）．内外旋動作ができないと回転も，回転福祉機器としての需要がある．

による速度の調整もできないことになる．

ヒトの下肢を模擬したロボットを考える．股関節は内外旋動作を含む三軸の回転軸をもっている．股関節は体重の支持・歩行という重要な役割を持っており関心が高いが，日本整形外科学会，
日本リハビリテーション医学会より AAOS 方式 に準じた関節可（１）

先行研究（９）では，主に二関節筋の作用に着目してきた．そのためこれまでは内・外旋は考慮していなかった．
ヒトの下肢の機構を模擬するとき，股関節と膝関節をまたぐ筋の機構的な制御が重要な役割を果たしている．

動域表示・測定法で示されるが，その解析は簡単ではない．矢面

ヒトや脊椎動物がもつ二関節を跨ぐ拮抗筋の協調活動が，四上の運動，つまり屈曲・伸展運動では，屈曲では主に大腰筋と腸肢の力の出力方向，粘弾性を制御している．この生体の機能を骨筋が，伸展では大臀筋とハムストリングスが働き，腸骨大腿靱

一般的なロボットの機構である各関節に各々アクチュエータを配帯・坐骨大腿靱帯が制限因子として働く，見かけ上は骨盤の上下置する構成ではなく，一関節筋だけでなく二関節駆動のアクチュ

回旋と腰椎前穹の増減が加わっていて，実際の関節可動域の推エータを配置したロボットを検討・製作してきた．

定は容易ではない．内・外転運動には，内転では長内転筋・短内転筋・大内転筋が，外転では中殿筋・小殿筋が働き，腸骨大腿靱

本論文では，二関節筋を拮抗駆動シリンダで模擬した下肢ロボットにおける，内・外旋機構について基礎的な検討をする．

（ページ番号は，記載しないでください．）― 278 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）２． 内外旋機構をもつ下肢模擬ロボット
2.1 左足概観
Fig.1～Fig.3 に構想の外観を示し，機構図を Fig.4 に示す．

Hip cylinder

Convoluute
cylinderKnee

Convolute

cylinderBiceps cylinder

cylinderGastrocnemius
cylinderToe cylinder

Fig.3 back view of over view

Center of mass

Fig.1 Front view of Over view.

Hip cylinder

Hip

Convolute

Biceps cylinder

cylinderKnee
KneecylinderHip cylinder

Gastrocnemius
cylinderKneecylinderToe
Convolute
cylinderToe cylinder

Heel

Fig.4. The leg robot with three pair antagonistic driven double
acting pneumatic cylinder.
Fig.1～Fig.3 は，大腿部に大腿直筋と大腿二頭筋を模擬した
複動シリンダと腓腹筋を模擬した複動シリンダをもち，内・外旋機構を備えている．

Toe cylinder

Table.1 に主要サイズと各関節の可動範囲の仕様をまとめる．
股関節の可動域については，実測において骨盤や脊柱の柔軟性を考慮し，健常者・同じ世代においても個人差がおおきい．
本論文では，ヒトの関節可動域は参考文献（８）に基づき与えた．主要サイズは成人のヒトをおおよそ２/100～４/100 の縮尺でス
Fig.2 profile view of over view.

ケールダウンして与えた．

（ページ番号は，記載しないでください．）― 279 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table 1 main spec of leg robot with convolution mechanism
項目

る外骨格で囲っており，二関節駆動シリンダが自由に摺動・回転できるようになっている．股間の関節のリンクと膝の関節のリンクは

身長

［mm］

600

大内径(Φ25)の深溝玉ベアリングで自由に回転する．股関節と膝

足裏面積

［mm2］

1.05×104

関節のリンクを跨いで内外旋シリンダを取り付けており，このシリン

1.90

足裏長短比
大腿円筒半径［mm］

55.7

大腿長 L1［mm］

160

ダが縮むことで内旋 30deg，伸びることで外旋 60deg 回転する．
内外旋の腕の長さを Lconv とおき内外旋のシリンダの推力をFconv とおくと旋回角度conv に対するトルクconv は次式になる．

cos  cos  / 6   sin    sin   sin   / 6    cos T conv  Lconv Fconv (1)

下腿長 L2

［mm］

160

足長 L3

[mm]

51

足先 L4

［mm］

17

プロットした．0rad が正面である，このとき定格の半分のトルクを出

関節半径

［mm］

10

すことができ，内旋の限界角度でトルクは零になるのでそれ以上

股関節屈曲

[deg]

90

は回転できない．外旋の最大角度で最大トルクを出力できること

股関節伸展

[deg]

60

股関節外旋

[deg]

60

股関節内旋

[deg]

30

内・外旋半径

［mm］

44

股関節外転

[deg]

30

股関節内転

[deg]

30

膝関節屈曲

[deg]

120

膝関節伸展

[deg]

0

足首背屈

[deg]

15

足首底屈

[deg]

55

足先伸展

[deg]

60

足先屈曲

[deg]

40

足先幅

［mm］

52.6

複動シリンダ内径［mm］

16

節を屈曲し，同時に股関節を伸展させる (縮むことで膝関節は複動シリンダロット径

［mm］

5

進展し，同時に股関節を屈曲させる)．

複動シリンダ最小圧力

[Mpa]

0.06

複動シリンダ定格圧力

[MPa]

0.7

複動シリンダ押し力

[N]

140

設計している．しかし，シリンダを専用に設計して，二関節複動シ

複動シリンダ引き力

[N]

127

リンダのロッドを自由に回転可能とすればより機構的にはコンパク

複動シリンダ重量

[kg]

0.08

ト化が期待できる．

大腿長と下腿長はおなじリンク長としている．関節半径は基本は同じ半径を与えているが，内・外旋半径は大腿部の外形に干渉しない半径を与えている．内・外旋半径は大きくとるとトルクを稼ぐことができるが内・外旋を駆動するシリンダの長さが長くなるので限界がある．

Fig.5 に定格の推力で Lconv の半径で回すトルクを１pu とおいてが分かる．

Fig.5 torque-convolution angle
2.3 内外旋二関節駆動複動シリンダ
大腿部の二関節駆動アクチュエータは，伸長することで膝関

Fig.2 にあるように大腿部の二関節駆動シリンダのロッドについている股関節を駆動するリンクは自由に回転するようになっている．ここでは一般的な複動シリンダを利用することを前提に機構を

2.4 複動拮抗駆動アクチュエータ（９）
本論文では，拮抗駆動複動シリンダを用いた二関節駆動アクチュエータを利用している．空気圧シリンダはアクチュエータ自体軽量な割に大きな出力が得られ，ストロークは収縮時の 1.9 倍程度まで確保できる．低速で利用するので静止摩擦が課題になるが，現在は潤滑材の改善で低速駆動に対応できるものも出てきている．また，複動シリンダを拮抗駆動にすることで，ストロークの６０％は線形性が確保でき，圧力を高めることで剛性が増し，静止

2.2 内外旋機構
内外旋機構は大腿部の二関節駆動の複動シリンダに外接す

摩擦の不連続性を小さくでき，そして力の検出精度と剛性がトレードオフにならないという利点がある．

（ページ番号は，記載しないでください．）― 280 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）２． おわりに
本論文では，大腿部と下腿に二関節複動シリンダをもった下肢
模擬ロボットに備える内外旋機構の基本的な検討を述べた．
複動シリンダによって二関節筋を模擬することが内・外旋機構を可能にするという利点があることがわかった．
今後の課題としては，提案した下肢ロボットを実際に製作・実測
して実現性を示す．標準の複動シリンダでは二関節駆動のシリンダを十分短くできず，可動範囲ぎりぎりになってしまったので，専用の二関節駆動シリンダの設計をすることにある．
参考文献
1) American Academy of Orthopedic Surgeons, Measuring andRecording of Joint Motion, Chicago, 1965.
2) 大島徹， 熊本水頼，二関節機能を有するロボットアーム(二関節筋によるスティフネス特性とその効果), 日本機械学会論文集(C 編)， Vol61， No.592， pp4696-4703， 1995.
3) 藤川智彦， 百生登， 大島徹， 下肢大腿部における三対六筋の協調制御パターンから見た歩行動作の分析，バイオメカ
ニズム， Vol.20, pp197-207， 2010．
4) 阿部友和，戸松麻衣，大古拓史，越智亮，金井章，小出卓也，
小柳健一，本吉達郎，藤川智彦，大島徹，機能別実効筋モデルを用いた起立動作時の姿勢安定性の検証，第３２回日
本ロボット学会学術講演会，No.RSJ2014AC3O1-03，2014.
5) 鳥海清司，大島徹，熊本水頼，関節トルクから見たヒトの跳躍
方向の調整，バイオメカニズム，Vol.16，pp243-253，2002．
6) 万野真伸，小出卓也，阿部友和，藤川智彦，踵着床における拮抗二関節筋ペアの同時放電による機能，第３２回日本ロボッ ト 学 会 学 術 講 演 会 ， No.RSJ2014AC2D1-08 ， （ CD-ROM
3pages），2014．
7) 清水史郎，科学的スキー上達法，講談社，1995．
8) Bernard Kingston, Understanding Muscles: A practical guide tomuscle function, Stanley Thornes （Publishers） Ltd, 1996.
9) 梅村敦史，複動シリンダ二関節駆動ロボットを用いた運動発達の一考察，第 32 回ライフサポート学会大会(LIFE2016)，
No.3A2-C08，(4pages)，2016（ページ番号は，記載しないでください．）― 281 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）前腕義手ソケット装着による体温上昇の気化熱冷却の特性
Cooling characteristics with vaporization heat on the body temperature rise from donnedtransradial prosthesis socket○ 神田智基（東電大院）  大西謙吾(東電大院)
Tomoki KANDA, Kengo OHNISHI, Graduate School of Tokyo Denki University
Abstract: Upper limb prosthesis user experience extensive discomfort of heat and sweat donning a prosthetic socket,
which is the primary cause of discontinuing the use of the prosthesis. The purpose of this research is to develop a coolingsystem that can prevent temperature rise inside the socket. This report discusses a cooling system using vaporization heat.
An basic experiment was conducted with a formally developed cylindrical heat source model resembling the heatproduction of the forearm. A vaporization heat cooler layer was prototyped to fit the forearm model as a socket and sensors
were mounted to measure the inner socket temperatures. Experimental results show that the inside-socket temperature’s
rise decreases compared to non-cooling condition. It is considered that the temperature inside the socket can be loweredusing the cooling method by vaporization heat.
Key Words: Upper limb prosthesis, Prosthetic socket, Thermomigration, Vaporization heat
1. はじめに義手ソケットは切断肢と義肢との接続面となる部分であるので痛みや圧迫感などに応じ修正の必要があるため，成形性に優れ，形状修正が容易な熱可塑性樹脂が用いられる．
この結果，通気性，透湿性が低くく，ソケット内の熱や汗の問題が生じ，使用継続率の低下につながっている (1)．この問題は義足ソケットでも同じであることから，ソケットとライナー材質に応じ熱伝導率を実験で測定，比較した基礎研究 (2)などが報告されているが，義手ソケット内の動的な温度管理に着目したソケットの伝熱設計法や温度制御方式に関する研究はない．本研究では，前腕を模した円筒熱源モデルを製作し，熱源体表面とソケット間の熱に対し，ソケット外表面からの冷却を行い，冷却効果を実験的に比較してきた．先行実験にて，ソケット外表面からペルチェ素子を用いた冷却効果を検証した．同実験からは，ソケッ
ト内の温度降下がペルチェ素子直下のみで，冷却効果は局所的であり，導入には排熱や重量の点から難しく，より冷却範囲が広く温度降下可能な方法が必要となることを確認した．そこで本報告では，ソケット装着に伴うソケット内温度の上昇を抑制することを目標として，対流による水の蒸発を利用した冷却衣服 (3)の手法を義手ソケットに応用した際の冷却効果を基礎実験にて検証した．
2. 円筒熱源モデルと気化熱を用いた冷却システム
義手ソケット装着状態を模した環境を製作するために，7点面積荷重値に対応した前腕の代表円筒寸法 (4)を参考に直径 80 mm，日本人の成人平均前腕長より長さ 241 mm とす
る円筒モデルを設計し，実験装置として PID 温度制御系熱源モデルを構成した (5)．
本研究で使用するソケットは光造形機にてアクリル樹脂で製作した．ソケットは外表面の水分を強制対流によって気化した際の気化熱で冷却を行う．水を気化させる層を設けるため 2 段構造とし，それぞれ全長 270 mm，厚さ 3 mmの円筒型とした．1 段目と 2 段目の空間に空気が流れる設計とし，高さを 10 mm とした．1 段目のソケット外表面には吸水性の高い綿製の布を粘着包帯によって両端を留め，1
段目外表面に密着させ，霧吹きを用いて湿らせた．試作したソケットを Fig. 1 に示す．水を気化させるため，ファン(メルコテクノレックス，MMF-06G24ES）を 2 段目のソケッ
ト先端に設置し，定格電圧 24 V を供給し定格回転数 4690
rpm にて動作させた．

Fig. 1 Socket using vaporization heat
3. 気化熱を用いた前腕義手ソケット内冷却実験
3.1 目的・条件
本実験では，ソケット内温度上昇の抑制するため，ソケット外表面から気化熱を利用した冷却を実施し，ソケット
内温度を測定，比較を行い，冷却効果の検証を目的とする．
製作したソケットを円筒熱源モデルに装着し，ソケット
内温度を温度センサ(Texas Instruments, LM35CAZ)を用い測定した．ソケット内は同一直線上に 22 mm 間隔で 10 箇所
を粘着包帯で貼付した（Fig. 2）．また，ソケット内湿度を湿度センサ(神栄テクノロジー，THP-B6T)でソケット全長の半分の位置にて粘着包帯を用い貼付した．センサ信号はデータ収録デバイス(National Instruments, USB-6210)とシス
テム開発ソフトウェア(同，LabVIEW)にてサンプリング周期 1 s，収録時間 900 s で測定，記録した．ソケットと熱源
はセンサ位置が水平になるように発砲スチロール製の箱(内寸 W410×D920×H250 mm)に設置した．ソケット周囲温
度は空調にて 25 ℃に設定，室内温度を一定に保つようにした．また，熱源から 0.3 m の位置に温湿度計(CAINS,
OS-902WH)を設置し，測定開始時と終了時の箱内の温湿度を目視で記録した．吹き付ける水量は Sakoi らの研究を参考 と し て ， 供 給 量 9 g を 基 準 と し (3) ， 重 量 計 (TANITA,
KD-173)にてソケット重量との差分より導出，調整した．
冷却効果の検証として，①通常時，②水滴散布送風時，③送風時，④水滴散布時の 4 条件を比較した．さらに，水滴散布送風時による温度降下の効果を調べるため，操作量
として風量と水量の水準を変えた際の温度降下を，水量 9g― 282 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）のままファン印加電圧を 14 V に下げた場合，ファン印加電
圧 24 V で水量 5 g に減らした実験を行った．

Fig. 2 Position of temperature and humidity measurement
Fig. 3 Time variation inner socket temperature
3.2 結果・考察①通常時，②水滴散布送風時，③送風時，④水滴散布時の 4 条件でソケット内の 10 個の温度センサ信号の 3 試行で平均した時系列変動を Fig. 3 に，湿度センサ信号の試行平均を Fig. 4 に示す．
水分散布により，実験開始時の温度に 1.0 ℃以上の差があった（Fig. 3）．ソケット装着から測定開始までの時間経過によるソケット内側表面の温度降下の影響と考えられる．
900 s 時の①通常時のソケット内温度 31.2 ℃と比較すると，②水滴散布送風時で 29.3 ℃，③送風時で 30.5 ℃，④水滴
散布時で 30.5 ℃，水と対流の組み合わせの②水滴散布送風時の温度差が 1.9 ℃と最も大きい．②水滴散布送風時の終了時点での箱内の温湿度計の湿度は実験開始時と比較し30 %以上上昇しており，1 段目のソケット外表面の水分が気化されソケット外に移動していると考えられる．また，③送風時では箱内の湿度変動は確認されず，ソケット内の温度降下量も小さいことから，ファンによる強制対流が温度降下に大きな効果があると考えられる．測定開始温度をオフセットをすると，①通常時と比較し③送風時が 0.7 ℃
降下と最も大きい．各条件で 500-900 s 間を一次式と近似し切片の 63.2 %の温度に達するまで時間を比較すると，②水滴散布送風時が最も早く定常状態に変移している．
各条件にて 0-100 s にかけて湿度が大きく上昇する傾向がある（Fig. 4）．①通常時と④水滴散布時は実験開始時から終了時まで同様の湿度変動傾向がある．③送風時は実験開始時と終了時と比較し-12.0 %と大きく降下しており，対流がソケット内湿度に影響している可能性がある．一方で，②水滴散布送風時は実験開始時と終了時と比較し 17.3 %と実験終了時まで増加傾向がある．これは 1 段目のソケット
外表面の水分が強制対流によって気化し，ソケット外へ放出されたものが還流し，ソケット内湿度が上昇したと考えられる．
ソケット外表面への風量，水量を初期条件より低下させた条件に変更し，温度センサ信号を 3 試行平均した時系列
変動を Fig. 5 に示す．ファン印加電圧 24 V，水量 9 g 時と比較すると，印加電圧，水量を減らした条件は差がなく，類似した温度上昇傾向を示し，900 s 時の温度の差は 0.1 ℃
以下と同等の冷却効果であった．このため，ソケット設計においては，温度降下制御の設定条件はさらに詳細な実験が必要であり，最適化される必要がある．

Fig. 4 Time variation inner socket humidity

Fig. 5 Change of air volume and water quantity
謝辞
本研究は JSPS 科研費 16K01568 の助成を受けた．
参考文献(1) J. Davidson, A survey of the satisfaction of upper limb
amputees with their prostheses, their lifestyles, and theirabilities, JHT, Vol.15, pp.62-70, 2002.
(2) G. K. Klute, et al, The thermal conductivity of prosthetic
sockets and liners, POI, Vol. 31, No. 3, pp.292-299, 2007.
(3) T. Sakoi, et al, Cooling clothing utilizing water evaporation,
Proceesings of Indoor Air 2014, 470, 2014.
(4) 持田徹，森山敏彦，人体を円筒モデルとした対流熱伝達率の研究，北海道大學工學部研究報告，140，pp.39-50，
1988．
(5) 大西謙吾，他3名，ソケットの熱伝達的等価モデルを用いた伝熱特性評価，第31回日本義肢装具学会大会講演
集，Vol.31特別号，p.249，2015．

4. まとめソケット内の温度上昇に対して，気化熱を利用した冷却方法をソケットに応用し，前腕を模した円筒熱源モデルに装着し比較を行った．気化熱を利用することによって，ソケット内の温度を下げる効果があることを確認した．今後
は，気化熱による冷却方法を進めていき，ソケット形状を変更させ温度降下する領域を制御できる設計を考えていく．

― 283 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）痙縮の発症した片麻痺患者用の円筒型タイピング支援装置の開発
Development of a cylindrical typing support device for hemiplegic patients developing
spasticity○ 杉原壮一郎（早大） 三浦智（早大）

宮下朋之（早大）

Soichiro SUGIHARA, Waseda University
Satoshi MIURA, Waseda University
Tomoyuki MIYASHITA, Waseda University

Abstract：Hemiplegia is serious problem for many patients as a sequela due to stroke. Hemiplegia makes it difficult
to type the keyboard, which is considered to be an obstacle to return to society. For typing of hemiplegic patients,
there are a lot of typing methods using just healthy hands without paralyzed hand, but the typing speed is so lowthat patients use just one-hand. In this study, we develop a typing support device for hemiplegic patients
who develop convulsions. We made it possible to use it with free arm placement by making thedevice cylindrical. We developed a patient typing assistance device, and measured the finger movement
distance, input speed and erroneous input rate of the subjects and verified the reduction of force at the time of
input and early learning.
Key Words: Hemiplegia, Typing Support, Welfare device, Robotics
1. 諸言

ある．

2014 年の脳血管疾患の総患者数は 117 万 9,000

従来研究として，小型キーボード (4)や片手用キ人存在している．脳卒中の主たる後遺症は片麻痺

ーボード(5)がある．この二つの研究は麻痺手を使であり，慢性期片麻痺患者の約 8 割に手指の麻痺

わずにタイピングを行うことができる装置の開発が残存し，動作速度，可動域，力の低下が生じるである．これにより片麻痺患者のタイピング動作(1)．脳卒中の発症後，時間が経過し，麻痺とともにを支援可能である，いずれも健側の片手のみの入痙縮が発症する場合がある．痙縮が高度になると力であり，入力速度が一般的なキーボードの半分

四肢の関節を他動的に動かそうとすると強い抵抗ほどにしか至らない．そこで，Fig.1 のような鈴木が見られるが、その後抵抗が急激に弱くなるといの開発した通常のキーボード入力時の指軌道に沿う折り畳みナイフ現象を引き起こし，複雑な動作

った立体的なキー配置の装置を提案した研究があを行うことが困難となる (2)．手指の麻痺や痙縮にる(4)．立体的なキー配置による運指距離の低減のより片麻痺患者のキーボードタイピング速度が低検証を目的とし，通常キーボードと比較し運指距

下し，患者の生活の質の低下や社会復帰の困難に離の低減・入力速度の向上が確認されている．こつながる(3)．そこで，痙縮を伴う慢性期片麻痺患者の装置の課題は，机上で腕を進展させて利用するのキーボードタイピングを支援する装置が必要でため，痙縮が生じた状態での使用は患者にとって― 284 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）は負担となる点である．

でキーに力が加わっており，入力することでよりそして，本研究では痙縮が発症した片麻痺患者

強い力で打鍵する必要があるため入力時の力が大の入力時の力を低減するキー配置を提案し，自由きくなっていると考えられる．手指とキーの距離な腕の配置で入力が可能な支援装置の開発を目的

を 0[mm]に設定すると初期状態で接触力が発生しとする．

た場合に入力時の力が大きくなる可能性がある．
そのため初期状態でキーと指の接触が発生しない

2. タイピング動作解析実験

よう，手指の入力部位の初期位置とキーの距離は

2-1 実験目的

1[mm]とした．

当実験はキー入力時の力を低減させるため，キーと指の入力部位の距離を変化させた際の，入力圧の変化を測定した．入力圧が最小化するキーと指の距離の導出を目的とする．
2-2 実験方法
キー入力部位である示指の指先，指腹，PIP 関
節により，力センサ Flexi Force を打鍵する．キー

Fig.1 Typing support device (6)と指が接触した点を 0[cm]とし，キーと指の距離
し，各々の距離・測定箇所で打鍵した際の入力時の力を計測する．被験者は健常者 3 名（年齢 2122 歳，平均年齢 21.3 歳，男 3 名，右利き 3 名）

6Force f N

を 15, 10, 5, 2, 1, 0, -1, -2 [mm]とキー高さを調節

420である．なお，本実験は早稲田大学の「人を対象とする研究に関する倫理委員会」にて承認を受けて

15

10

5 3 10-1-2

Didtancemm(a) Force at input with fingertip

実施した(承認番号：2015-204)．
2-3 実験結果
被験者の指先，指腹，PIP 関節で力センサを打鍵した際の 10 試行分のデータを加算平均したグ

Force f N

6
4
2
0

15

ラフを Fig.2 に示す．キーと入力部位の距離が増すにつれて入力時の力が増し，接触力が大きくな

キー距離が大きい場合，入力するための運指距
離が増し，運指速度が増加することで入力時の力mm

6Force f N

2-4 考察5 3 10-1-2(b) Force at input with fingers' belly

るにつれ大きく力が増した．キー距離が 0~1[mm]の際に最も入力時の力が小さくなった．

10

Didtance

4
2
0

15

10

5 3 10-1-2

Didtance mmが大きくなるということが考えられる．また，手(c) Force at input with PIP joint

指とキーの接触が大きい場合は，初期状態の段階

Fig.2 Force at input with each input site

― 285 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. タイピング支援装置の開発

2015-204)．

鈴木の研究と動作解析実験より決定したキー配

4-3 実験結果・考察

置を Fig.3 に示す．開発したタイピング支援装置

提案装置の入力速度と誤入力率の推移を図 6 にの外観を Fig.4 に示す．装置は麻痺手によって 12示す．提案装置の結果を箱髭図に，通常のキーボ

キーの操作を行い，Fig.5 のように健常手は通常のードの入力結果の平均値を破線に示す．また，提キーボードで入力をする．

案装置と従来装置の入力速度と誤入力率，入力時指に密着するキー配置となるため，キー入力時の力の比較を図 7，8 に示す．従来装置における平に指が連動し，意図しない複数のキーに力が加わ

均入力速度は 58[cpm]，誤入力率は 5%であったこる．そのため，各キーに力の閾値を与え，意図したとに対し，提案装置における入力速度は平均際の閾値を超えた場合にのみ入力を行うプログラ

63[cpm]まで向上し，誤入力率は平均 8%まで低下

ムを作成した．キー入力時の力は個人差がある．

した．従来装置と比較して，入力速度の向上，誤入

事前にキーを様々な順序で押下するタスクを実施

力率の低下が確認できた．また上段と下段のキー

し，その際の入力時の力の値のデータを読み取る．

で大きな入力時の力の低減が見られ，従来装置と意図しないキーでの接触力+0.1[N]を意図したキ

比べ，入力時の力は 17.8%低減された．このこと

ーの閾値とすることで個人ごとにキャリブレーシから本実験で設定した手指とキーの距離により入ョンを行った．キー上に指を載せているのみの状

力時の力が低減されることが確認できる．

態の力センサの出力が約 0.1[N]であることから，
0.1[N]という値を遊びとして設定した．このキャリブレーションは被験者ことに行い，早稲田大学の「人を対象とする研究に関する倫理委員会」にて承認を受けた(承認番号：2015-204)．
4. タイピング支援装置評価実験

Fig.3 Device key arrangement

4-1 実験目的
本実験の目的は提案装置と鈴木の開発した従来装置における入力速度と誤入力率，入力時の力の測定を行い，提案装置の有用性を評価することである．
4-2 実験方法

Fig.4 Device appearance

タイピング支援装置を使い，ランダムに表示された 30 個の文字列を入力する．提案装置と従来装置を交互に入力し，入力速度と誤入力率，各キーの入力時の力を計測する．試行回数は 20 回である．
被験者は健常者 5 名（年齢 19-22 歳，
平均年齢 20.6
歳，男 5 名，右利き 5 名）である．なお，本実験は早稲田大学の「人を対象とする研究に関する倫理委員会」にて承認を受けて実施した(承認番号：― 286 ―

Fig.5 Support device usage

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）5. 結言(5) 岡田伸一，奥英久，“上肢障害者用大型・小型

本研究は痙縮により筋肉の緊張が強く，腕の進

特殊キーボードの開発”，障害者職業総合セン

展が困難である麻痺患者のキーボード入力速度のター，1998

向上を目指した．微小な力で入力ができ，腕を屈(6) Tomohiro Suzuki，“A method for using one finger

曲したままでの使用が可能なタイピング支援装置

to press three separate keys on a three‑dimensionalの開発を行った．筋肉の強い緊張が発生しないよkeyboard designed to be mounted on a mouse”，

うキー入力時の力を低減させるキー配置を決定し，Robomech Journal，2016

Trial number

鈴木タイピング装置と比べ 17.8%の低減を確認し，

17～20

0

13～16

10

5～8

20

9～12

30

1～4

33%の誤入力率の低下がみられた．入力時の力はFalse input rate %下し，従来装置と比較し，8%の入力速度の向上，

40

17～20

は 63[cpm]まで向上し，誤入力率は平均 8%まで低

50

13～16

下がなされ，20 回の入力実験で最終的な入力速度

60

5～8

数の増加とともに入力速度の向上と誤入力率の低

50
45
40
35
30
25
20
15
10
5
0

70

9～12

ムの構築を行った．文字入力評価実験では試行回

80

1～4

動力による誤入力が発生しないようなアルゴリズ

Count per minute cpm装置を設計，各キーに閾値を設けることで指の連

Trial number

Fig.6 Change in input speed and False input

提案タイピング装置の有用性を示した．今後は片rate
False input rate
Count per minute

麻痺患者による臨床評価試験を行う．
謝辞
本研究の一部は，早稲田大学実験実習費の支援を受けて行われた．
参考文献(1) Prigatano GP, Wong JL, “Speed of finger

60
40
20
0

False input
rate %

Previous device

tapping and goal attainment after unilateral
cerebral vascular accident”, Arch Phys Med

80

Count perminute cpm
Proposal device

Fig.7 Comparison of input speed and erroneous
input rate

Rehabil, 78(8), 1997, pp. 847-52(2) 正門由久，“痙縮の病態生理”，Jpn J Rehabil

5(3) T. B.Wyller, J. Holmen, P. Laake, and K.
Laake, “Correlates of subjective well-being
in stroke patients,” Stroke, vol. 29, 1998, pp.
363–367

Force f N

Med，2013

4
3
2
1
0

(4) 片山拓也，村尾和哉，寺田努，西尾章治郎，“片
手用キーボードによる打鍵間隔を活用した文

u i o p j k lPrevious devise

; m ,

. /

Proposal devise

Fig.8 Comparison of input force

字入力手法”，情報処理学会論文誌，2013.

― 287 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）上腕部における拮抗二関節筋ペアの実効筋力比の推定○ 高濱拓 ( 大阪電通大 ) 万野真伸 ( 大阪電通大 )小出卓哉 ( 専門学校 大阪医専 ) 藤川智彦 ( 大阪電通大 )Hiroshi TAKAHAMA,Osaka Electro-Communication University
Masanobu MANNO,Osaka Electro-Communication University
Takuya KOIDE,Osaka Isen College of Medical Care&Welfare
Tomohiko FUJIKAWA,Osaka Electro-Communication University

キーワード : 機能別実効筋力，動作筋電図学的解析，出力分布，二関節筋 , 筋活動の切り替わり

1. はじめに

2. 機能別実効筋による先端の出力特性

スポーツ分野における筋力向上やリハビリテーション分野における機能回復訓練の日々の効果を数値的に計測し， 把握する

上肢先端の手根関節 (W) に発生する力 F(Fx,Fy) と肩関節 (S)の一関節筋 (f1,e1) の収縮力 (uf1,ue1)， 肘関節 (E) の一関節筋

ことは非常に重要である． 従来の一般的な筋力の評価方法には(f2,e2) の収縮力 (uf2,ue2)， 上腕部の二関節筋 (f3,e3) の収縮力

関節トルクが用いられているが， この方法では生体特有の二つ(uf3,ue3) の関係を図 1 の二関節リンクモデルを用いて求めた． 姿の関節に同時に作用する二関節筋の出力 ( 筋力 ) を定量化す

勢条件である上腕長を lSE， 前腕長を lEW， 肩関節角度を θS, 肘ることができない． そこで， 我々はヒト上肢の筋配列を単純化し�が関節に作用するモー関節角度を θE とし， 各筋 � � (i=1,2,3)

た三対 6 筋 (2 対の拮抗一関節筋ペアと 1 対の拮抗二関節筋ペ1)筋の筋力も評価できることを提示した ． 機能別実効筋力は最メントアームを ri (i=1,2,3) とすると， 先端出力 Fx,Fy は，
uf1-ue1Fx
r1 0 r3-1
u -u
Fy = J · 0 r2 r3 · f2 e2 ,uf3-ue3lSEcosθS+lEWcos(θS+θE)
lSEsinθS+lEWsin(θS+θE)
J=. ---(1)lEWcos(θS+θE)
lEWsin(θS+θE)

大出力 4 点または 5 点の計測点とその姿勢条件により， 6 角形となる． この式 (1) に各筋の収縮力 u�,uei(i=1,2,3) を代入するこア ) で構成される二関節リンクモデルの先端に発揮される出力分
布が 6 角形の形状となることに着目し， その 6 角形の出力分布を構成する生体内力の筋群を機能別実効筋と定義し， 二関節

[ ]

][

[

]

[

]

ができるが， 現状のとにより， 先端出力 F�,Fei (i=1,2,3) を求めることができ， この先

機能別実効筋力は拮抗筋ペアの出力和しか求めることができな

端出力 F�,Fei (i=1,2,3) を合成することにより， 上肢先端の出力分

い． そこで， 本研究は上腕部の二関節筋に着目し， その解剖

布が 6 角形の形状となることが明らかとなっている． なお， この学的特徴である起始 ・ 停止が点であり， かつ， その収縮方向が6 角形の形状は姿勢条件 (lSE, lEW) によって決まり， 6 角形の辺運動面上に必ずあること， さらに， 生理学的筋横断面積 (PCSA)

D1-D6, 辺 D3-D4 はリンク E-W と平行で出力 Ff1+Fe1 と同じ長さとの計測値がほぼ 1：1 であること， また， 先端のコンタクトタスク

なり， 辺 D2-D3， 辺 D5-D6 はリンク S-W と平行で出力 Ff2+Fe2 との出力分布に近似し， 数値化すること

2),3)に対応するには二関節筋の機能が等しいことなどの特徴を考慮

同じ長さとなり， 辺 D1-D2， 辺 D4-D5 はリンク S-E と平行で出力し， ここでは， 上腕部の拮抗二関節筋ペアの筋活動と最大出力

Ff3+Fe3 と同じ長さとなる． つまり， 6 角形の出力分布を測定する

方向の関係を動作筋電図学的解析により求め， 上腕部の二関ことにより， 各先端出力和 F�+Fei (i=1,2,3) を求めることができる．

節筋の筋活動と出力の関係を明らかにし， 機能別実効筋の各 6

さらに， 1 対の拮抗筋ペアの先端出力の比が求まれば， 各筋筋の筋力を数値化することを試みた．
F
D2

る．

D1

Fx

θf

Ff1

Fe2 F

Fy

W

Ff3

Ff2

D3

S
r3

図1

e3

D6

被験者

lEW

ベルト
力センサ

Fe1
D5
f3

f2
e2

E

P2

P3
P4

θE

θW

X D4
Y

� � (i=1,2,3)
�
ごとの先端出力 F�,Fei (i=1,2,3) を求めることができ

P5

r2

r3

P1

W
P6
S

f1
θ
e1 S e3
lSE

フレーム

r1
図2

二関節リンクモデルと先端に発揮できる出力分布― 288 ―

上肢先端における最大出力の計測手法

θEE

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 拮抗二関節筋ペアの活動の交替と出力分布の関係ある． この理論上， 出力方向 θ f が頂点 D4 から頂点 D5 の間に3.1 計測条件と姿勢条件

筋 f3 の活動が 100％から 0％へ減少し， 筋 e3 の活動が 0％か

前節に記述した 6 角形の出力分布の計測手法を図 2 に示す．
計測時の実験姿勢は手根関節と肩関節 (W-S) が前額面と垂直ら 100％に増加することが明らかとなっている． 黒いプロットは上になるようにフレームとベルトで固定し， その固定された運動面

験値であり， 各筋ごとの最大付近の活動状態を 100％とし， 15は肩関節 (S) と肘関節 (E) および手根関節 (W) が水平面にな点の最大努力の出力 P i(i=1-5) と P6i(i=a-j) の活動比 (IEMG) を腕二頭筋長頭 (Blo)， 白いプロットは上腕三頭筋長頭 (Tlo) の実るように椅子の高さを調節した． また， 計測時の姿勢条件は先求めた． この結果から， 上腕二頭筋長頭 (Blo) と上腕三頭筋長端の最大出力に対する体幹のずれの影響が最も少ない肘関節

頭 (Tlo) の活動レベルは理論上の筋 f3 および筋 e3 の活動レベ3)
角度 θE=120[deg] の姿勢 で計測をおこなった． この静的条件

ルと近い値となり， 2 筋の筋活動は 6 角形の二関節筋の筋出力下における手根関節 (W) に発生する最大努力の出力は姿勢条を提示する辺の中央部付近で切り替わることがわかった． なお，

件によって定まる上腕部 (S-E) に平行な方向と前腕部 (E-W) のこの特性は二関節筋の機能 ( 二関節筋の起始 ・ 停止が点であ方向間の中点方向 (P1,P4)， 上腕部 (S-E) に平行な方向と手根り， その収縮方向が運動面上に必ずあることや上腕部の二関節関節と肩関節を結ぶ方向 (S-W) の方向間の中点方向 (P2,P5)，筋の生理学的筋横断面積の計測値がほぼ 1：1 であること ) を手根関節と肩関節を結ぶ方向 (S-W) と前腕部 (E-W) の方向支持する結果であることが明らかとなった．

間の中点方向 (P3,P6) の 6 点 Pi(i=1-6) を基準とし， この 6 点中Pi(i=1-5) の最大努力の出力から出力分布を 6 角形に近似すると

4. おわりにした． さらに， P6 方向の ±30[deg] 方向に十数点の最大努力の上肢上腕部の機能別実効筋の各筋の収縮力を推定するため，出力を発揮し， その時の上腕部の二関節筋である上腕二頭筋

上腕二頭筋長頭および上腕三頭筋長頭の筋活動の変化に着目

長頭 (Blo) および上腕三頭筋長頭 (Tlo) の 1 秒間の筋活動を計し， 先端に発揮される 6 角形の出力分布とその出力の構成要素

測し， P6 付近の出力における拮抗筋ペアの活動の交替を明らとなる拮抗二関節筋ペアの活動の交替を明らかにした． その結かにした．

果， 上腕二頭筋長頭および上腕三頭筋長頭の筋活動は 6 角形

3.2 出力分布と拮抗二関節筋の筋活動の二関節筋の筋出力を提示する辺の中央部付近で切り替わるこ

被験者 1 名において上肢先端の最大努力の出力を計測し， そとが明らかとなった． この特性も拮抗二関節筋ペアの各機能がの計測した出力点より近似した 6 角形の出力分布を図 3 に示す．

等しくなることを支持する結果となり， 機能別実効筋の二関節筋

図 3 中の白丸は前節に記述した最大努力の出力 P i (i=1-5) と P6の筋力を 1：1 と推定して， 日々のトレーニングやリハビリの成果

方向の ±30[deg] 方向に発揮した 10 点の出力 P6i(i=a-j) であり，を評価する最も容易な方法であることが伺えた．

黒丸は近似した 6 角形の頂点 D j (j=1-6) である． この近似した
参考文献

F f3+F e3=148.66[N] であることがわかる． この 6 角形の頂点方向

ら 240[deg] とした． 縦軸は筋の活動レベルを百分率で表したも

1) 大島徹， 鳥海清司， 藤川智彦 ： 一関節筋と二関節筋の協調による四肢の力出力分布特性 ( 関節トルクを利用した力出分
布の計測手法 )， 精密工学会， 精密工学会誌， 第 78 巻，1号，(2012)，pp. 62-66.
2) 大島徹， 鳥海清司， 藤川智彦 ： 一関節筋および二関節筋を含む筋座標系による機能別実効筋力評価 ( 出力分布の簡便な測定法 )， 精密工学会， 精密工学会誌， 第 67 巻，6 号，(2001)，pp. 944-948.
3) 高濱拓， 万野真伸， 小出卓哉， 藤川智彦 ： 可搬可能な計測器を用いた機能別実効筋力の計測方法，ライフサポート学会，
LIFE2016， (2016)， pp.166-167.

のであり， 実線は筋 f3， 破線は筋 e3 の理論上の活動レベルでP3 P4 P5 P6a P6b P6c P6d P6e P6f P6g P6h P6i P6j P1 P2

D j (j=1-6) を用いて， 上腕部の拮抗二関節筋ペアの生筋電図を整理した結果を図 4 に示す． 図 4 中の横軸は出力方向 (θ f ) であり， 縦軸は各出力点における筋活動の大きさを示す． 上腕二頭筋長頭 (Blo) および上腕三頭筋長頭 (Tlo) の筋活動は頂点
D4 から頂点 D5 の間で切り替わっていることがわかる． さらに，
その筋活動を明確にするため， 筋活動量の数値化 (IEMG) をおこなった ( 図 5)． 図 5 の横軸である出力方向 θ f は 180[deg] か

P3 D1
θf
F

D2
P4

100
単位 [N]

300

D3

200
P5

図3

P2

Tlo

D6
P1

0

P6j
P P6h
6g

DP6d
P6a 4 P6eP6f
P6bP6cD1 D2 D3
図4

θE
D5
P6i

IEMG[%]

Ff2+Fe2=217.34[N]Blo

Ff1+Fe1=232.80[N]1mV

Fe3+Ff3=148.66[N]1mV

6 角形の辺の長さより， F f1+F e1=232.80[N]， F f2+F e2=217.34[N]，

100
80
60
40
20
0
180

― 289 ―

D5D6出力方向 θf[deg]

出力方向における生筋電図: 理論値 (f3)
: 理論値 (e3): 実験値 (Blo): 実験値 (Tlo)
210

D4

図5

6 角形の出力分布

1s

D4

D5

240
出力方向 θf[deg]

出力方向における積分筋電図

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）指先を対象とした家庭用リハビリデバイスにおける示指と母指の分離運動に着目した定量化手法の検討
Quantification method of an independent movement focusing on the relation between index finger andthumb○ 古館裕大（未来大院）

山本一希（未来大院）

千葉馨（函館市医師会病院），

石田裕二（北海道文教大学），三上貞芳（未来大）Yuta FURUDATE, Future University Hakodate
Kazuki YAMAMOTO, Future University Hakodate
Kaori CHIBA, Hakodate Medical Association Hospital
Yuji ISHIDA, Hokkaido Bunkyo University
Sadayoshi MIKAMI, Future University Hakodate
Abstract: Hemiplegia is the after-effect after developing cerebrovascular diseases. It is the paralysis appearing on left or rightside of the body. It is known that the upper-limb, expecially, fingers recover slowly. Therefore, a patient is required to carryout finger rehabilitation after leaving a hospital. Recently, many rehabilitation devices are investigated. However, most ofthem do not consider a surppression of an involuntary movement and compensatory movement because they focus only on
motor function recovery. In this study, we develop a finger rehabilitation device focusing on a voluntary movement of anindex finger. In this report, we focus on both an index finger and a thumb to impl ement the quantification method which
considers suppression during rehabilitation. In our experimental device, pressure sensors are located on a thumb fingertip anda thenar. Time-series force data (signal) are measured by these sensors. We quantify the thumb movement by measuring
fluctuation of the thumb signal with regard to the average of the signal.
Key Words: Finger rehabilitation, suppression, involuntary movement, compensatory movement, thumb
1. はじめに脳卒中や脳梗塞等の脳血管疾患を発症すると，一命をとりとめても運動機能に後遺症を残す．運動機能に関わる後遺症として，一側の上下肢に麻痺を呈する片麻痺が存在す
る．片麻痺を発症すると，麻痺によって日常生活に影響を及ぼし，QoL が低下する．片麻痺患者は入院時のリハビリによって機能回復を図るが，現代の医療制度はリハビリに
時間的制約が存在するため，充分なリハビリを受けられない問題点が存在する．加えて，手指の麻痺は回復しにくい部位として知られており，患者自身による退院後の継続した手指リハビリを必要とする．しかし，患者自身によるリ
ハビリは非常に困難である問題点が存在する．患者が自身でリハビリを行う際，セラピストが臨床で行うリハビリを完全に再現する事は極めて難しい．この事から，退院後の手指リハビリを支援する機器が必要となる．
手指を対象としたリハビリ機器は数多く研究されており，外骨格型の機器 (1),(2),(3)やグローブ型の機器等 (4),(5)が存在している．更に，機器を用いたリハビリが有効である報告も存在している (6),(7)．しかし，これらのリハビリ機器は，運動機能の再獲得を目的としたリハビリは可能であるが，片麻痺を発症した時に現れる不随意的な筋収縮（陽性徴候）の抑制は困難である事が考えられる．特に，何らかの筋の随意収縮を行った時，意図しない部位の筋収縮や，代償動作等を検知する事に主眼が置かれていない問題点が存在す
る．臨床では，陽性徴候や代償動作等を抑制したリハビリが行われる．この理由として，手指の分離運動の再獲得を行う際，リハビリを行った部位の随意収縮は回復しても，他の部位を利用した随意収縮は誤学習となってしまう事が挙げられる．この事から，「運動機能の再獲得」に加えて，不要な動作の「抑制」に主眼を置いた先行研究は存在していない．本研究では，手指を対象としたリハビリ機器の開発を目指している (8)．特に，示指の分離運動に着目した機器の開発を行ってきた．更に，本機器を用いて手指の分離の程度を患者にフィードバックする研究も行ってきた (9)．
しかし，本機器は，先に上げた関連研究 (1)~(5)と同様，不要な動作の「抑制」までは考慮されておらず，抑制に必要な情報を積極的に検知していない問題点が存在する．従って，本報告では，示指の動作中における母指の「抑制」に着目して，示指の動作が母指に与える影響（陽性徴候，代償動作の程度等）について検討を行う．本報告の最終的な目的
は，母指における示指の随意影響を患者に対してフィード
バックを行い，運動機能の再獲得と抑制の両方に着目した機器の開発を行う事である．
2. 母指のセンシング
2.1 ハードウェアとセンシング
図 1 に本研究で開発した機器の概観，図 2 に手を載せた様子を示す．本機器は示指のリハビリに特化した機器であり，各指を独立して載せる鍵盤を有する．更に，示指の屈曲・伸展動作のサポートを行うため，示指の鍵盤の下にサーボモータを搭載している．更に，全ての指の状態を個別に取得するため，各鍵盤の裏に圧力センサを設置している．
本機器は制御部に Raspberry PI を使用しており，Arduinoと接続する事によって，モータの制御や圧力センサからのデータ取得を行う．
今回，分析を行う部位は示指と母指である．示指は鍵盤の裏に設置された圧力センサにより状態を取得する．母指について，本研究では，母指のどの部位が不要な動作をセ― 290 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ンシングしやすいかを検証するため，図 2 中に丸で示した部位（以下，母指指先（実線），母指球（点線））に試験的に圧力センサを設置した．圧力センサから得られるデータは時系列の力データであり，本研究では以後，時系列の信号として分析に用いる．

Fig. 1

Fig. 2

Overview of the developing device

Pressure sensor locations for a thumb

2.2 機器によるリハビリ効果判定の評価動作
評価動作における機器の操作は全て Raspberry PI によって自動的に行われる．初めに 5 秒間，被験者は機器に手を載せたまま待機する．5 秒経過後，被験者は示指を上げる．示指を上げてから 2 秒後に，鍵盤が上下する．鍵盤の動作が終わった後，示指を下げて 5 秒間待機する．本研究では，以上の流れを 1 試行として，被験者 1 名当たり 10試行を実施する．従って，被験者 1 名当たり，示指，母指
指先，母指球の信号をそれぞれ 10 周期ずつ取得する．

に着目する．健常者の場合，示指単独の随意収縮を行っている際は，他指の随意的な連動動作はほとんど見られない．
しかし，患者においては，同動作を指示した場合に，母指の内転を利用して示指の動作を行うケースが存在する．このような代償動作を許容したリハビリは誤学習に繋がるため，抑制を行う必要がある．
3.2 母指の信号と解析方法の検討
本研究では，片麻痺患者における手指の麻痺の程度を判断する既存の尺度として，手指 Brunnstrom stage(11)（以下，Brs）を用いる．表 1 に Brs を示す．Brs は，手指の運動機
能や麻痺の程度に応じて 6 段階にステージ分類された順序尺度である．一方で，図 3 に Brs. V 患者における示指，母
指指先，母指球の信号，図 4 に健常者における同じセットの信号を示す．但し，図 3，図 4 ともに，振幅の最大値を1 で正規化した信号を示す．Brs. V 患者は，示指の信号の変化に対して，母指指先，母指球ともに変動が大きい事が分かる．健常者についても多少の変動は存在するものの，
Brs. V 患者よりは小さい．
この変動については，母指が示指の随意収縮に影響を受けている（不随意的な収縮），もしくは母指が示指の随意運動に影響を与えている（随意的な収縮）と予想される．いずれにしても，示指と母指の間に関連性が見られ，関連性が大きくなればなるほど変動が大きくなることが予想される．以上より，健常者と患者間には変動の大きさに違いが見られる事が分かる．本研究では，この変動の大きさに着目して定量化を行う．ここで分析手法について，健常者を基準とした分析法は妥当的で無い事が考えられる．理由として，母指の解剖学上の構造が挙げられる．母指の関節は屈曲・伸展（以下，F/E）に加えて，外転・内転（以下，A/A）
・対立動作が可能であるため，多様な動作が可能である．図5 に著者の先行研究 (9)における定量化手法と，本研究の定量化手法の概念図を示す．著者の先行研究では，示指から小指において，全ての健常者を代表とする信号を選出して定量化を行った．しかし，母指においては多様な動作の中から全ての健常者を代表とする動作を一意に決定する（信号の基準を定める）事は困難である．
従って，本研究では「母指が終始，示指の動作に全く影響を受けない理想状態（全く変動が無い状態）」を基準として定量化を行う．ここで，全く変動が無い状態を示した信号を直線の信号と考え，本研究では，理想信号と定義する．
本研究では，各個人の理想信号と母指の各信号間との相違度を算出する事により，変動の算出を行う．

3. 示指の随意運動と母指の動作の関連性
3.1 母指に生じる筋収縮
Schieber らの研究 (10)によると，母指は全ての指の中で最も高い独立性を持つと述べている．一方で，皮質や錐体路が損傷を受けた後で最もダメージを受ける部位であると推察している．更に，母指は Wartenberg 徴候等の不随意的な筋収縮や，任意の指の随意収縮を行う際に，母指の内転を利用するなど，様々な影響が現れる．
本研究では，母指に生じる筋収縮を「不随意的な収縮」と「随意的な収縮」の 2 種類に分けて考える．
不随意的な収縮は，痙性や Wartenberg 徴候等が挙げられる．Wartenberg 徴候は錐体路に関わる損傷を受けた時に生じるものであり，不随意的な母指の内転動作を呈する．
随意的な収縮では，示指の随意収縮を行う際の代償動作― 291 ―

Table. 1

Brunnstrom stage (finger) (11)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）信号全体に渡ってどの程度変動しているかを計算する必要がある．従って，本研究では理想信号と理想信号における同一時刻の振幅の差分を累積させることによって，変動の定量化を行う．加えて，被験者ごとの信号長さの違いによる変動の大きさへの影響を考慮して，累積を信号長さで正規化する．以上より，変動 F を次の式により計算する．
𝑛𝑛

Fig. 3

1
𝐹𝐹 = ∑|𝑡𝑡𝑖𝑖 − 𝑠𝑠𝑖𝑖 |𝑛𝑛
𝑖𝑖=1

signals of a patient (Brs. V)

4.4 評価
本研究では，患者群と健常者群で変動の検討を行う．各群に属する全ての信号から変動を算出した後で，各群ごとに変動の平均と標準偏差を算出する．群ごとの平均と偏差の関係から，本機器ではどの部位が最も母指の動作を適切にセンシング可能かの検討を行う．

Fig. 4

5. 評価・実験
5.1 データセット
本研究では，健常者データは公立はこだて未来大学の学生 23 名から，患者データは道内の脳神経外科病院の患者
8 名（Brs. III: 3 名，Brs. V: 5 名）から取得した．被験者 1
名ごとに 10 回の評価動作を行い，母指指先，母指球ともに 10 周期の信号を取得した．

signals of a healthy subject

5.2 実験結果
表 2 に実験結果（ave: 平均，std: 標準偏差）を示す．母
指指先の変動は，Brs. III が最も変動が小さく，Brs. V が最も変動が大きい結果となった．母指球の変動は，健常者が最も小さく，Brs. V が最も大きい結果となった．

Fig. 5

Table. 2

Difference of this study and previous study

4. 変動の定量化によるセンサ位置の検討
4.1 変動の定量化の概要
変動の定量化は，母指指先信号と母指球信号の両方で行う．初めに，各信号について，信号ごとの振幅の違いを除去する目的で，振幅の正規化を行う．本研究では，振幅の最大値を 1 で正規化した．次に，正規化後の信号から前述の理想信号を生成する．ここで，入力された信号ごとに振幅の基準が異なる事を考慮して，理想信号は，入力された
母指指先，母指球信号に基づいて生成する．理想信号を生成した後で，入力信号と理想信号を用いて変動を計算する．
4.2 理想信号の生成
入力信号を𝑺𝑺 = (𝑠𝑠𝑖𝑖 |𝑖𝑖 = 1. . 𝑛𝑛)とする．ここで，𝑛𝑛は信号の長さである．𝑺𝑺の基準となる理想信号は，ノイズや外れ値の影響を考慮して，𝑺𝑺の中央値により生成する．従って，理想信
号を𝑻𝑻は次の式で示される．
𝑻𝑻 = (𝑡𝑡𝑖𝑖 |𝑖𝑖 = 1. . 𝑛𝑛)
𝑡𝑡𝑖𝑖 = median 𝑺𝑺𝑖𝑖

4.3 変動の算出基準となる理想信号に対して，どの程度信号が変動しているかを定量化する．母指の変動は時系列で生じるため，

母指指先

母指球

Experimental result

Brs. III

Brs. V

健常者

ave

0.007

0.059

0.048

std

0.004

0.065

0.029

ave

0.106

0.111

0.060

std

0.095

0.071

0.035

6. 考察
表 2 の結果から，母指の動作を適切にセンシング出来る
センサ位置の検討を行う．変動を定量化した目的は，示指の随意収縮が母指に及ぼす影響を求め，患者に対してフィードバックを行う事である．フィードバックを行う理由として，手指リハビリの際に不要な動作（随意的・不随意的な収縮）を抑制させる狙いが挙げられる．
初めに，母指指先に設置された圧力センサの妥当性について検討を行う．表 2 の結果より，Brs. III の変動が限りな
く小さい事と，Brs. V と健常者が類似した変動を示す事の2 点を認める事が出来る．1 点目については，Brs. III 患者の母指は示指の影響を受けないと解釈できる．しかし，強い痙性により示指を上げる事が出来ない患者も存在しているため，示指が上がっている条件の下で，影響を受けないと解釈する事は妥当的ではない．従って，Brs. III の場合，

― 292 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）示指を上げる努力を行っている際に，母指がどのような影響を受けているか，もしくは母指がどのような影響を与えているかを検討する方が妥当的であると言える．示指を上げる努力を行う際に，特に Brs. III では共同運動パターンから抜け出せずにいるため，他の筋を動員して示指を動かそうとすることが考えられる．このような条件の下で表 2 の結果を再検討すると，母指指先に設置された圧力センサでは，示指を上げる努力をしている最中の変動のセンシング
が適切に行われていない事が考えられる．加えて，2 点目については，Brs. V と健常者は類似した変動を示すと解釈できるが，この結果は図 3 で示された信号群と図 4 で示された信号群を同一視してしまう問題点が存在する．
一方で，母指球に設置した場合の結果と母指指先に設置した場合の結果を比較すると，Brs. III 患者において変動が現れ，Brs. V と健常者間で変動に差が開いている事の 2 点を認める事が出来る．この結果は，母指指先に設置された
圧力センサの問題点を解決している事が推察される．従って，示指の随意運動における，母指の抑制を目的とした圧力センサの配置は，母指球付近に設置する事が妥当的であると言える．
7. 結論
本研究では，示指の随意運動を対象とした家庭用手指リ
ハビリデバイスの実現を目標としている．先行研究では運動機能の再獲得のみに着目しており，陽性徴候や代償動作等の抑制が考慮されていないという問題点を提示した上で，その 2 つを両立した機器の開発を目指している．本研究で開発した機器において，特に母指に着目して，母指の動作の抑制を可能とするような圧力センサの配置について検討を行った．母指における抑制の実現方法として，本報告では示指と母指の関係について，示指が母指に影響を与えている（陽性徴候等の不随意的な収縮），もしくは母指が示指に影響を与えている（代償動作等の随意的な収縮）の 2 点を両立した定量化手法を提案した．示指と母指が互いに全く影響を及ぼさない理想状態（終始 1 直線を呈する母指の信号）を基準として，患者の信号がどの程度変動しているかを，2 信号の振幅の差分を累積させることによって定量化を行った．本定量化手法に基づいて，母指指先と母指球に設置された圧力センサの妥当性について検討した結果，
圧力センサを母指球に設置する事により，変動を正しくセンシング出来る結果が得られた．本結果により，母指球に圧力センサを設置し変動を定量化する事で，示指の随意運動の際の母指の状態を正しくセンシング出来る事が示された．従って，母指球のセンシングを考慮した本機器では，手指の運動機能の再獲得と抑制を両立可能である事が示唆される．

rehabilitation therapy, IEEE/ASME Transactions on
Mechatronics, Vol. 17, No. 1, pp. 136-146, 2012.
(4) P. Polygerinos, K. C. Galloway, E. Savage, et al.,Soft robotics glove for hand rehabilitation and task
specific training, 2015 IEEE International Conference
on Rehabilitation Robotics (ICORR), pp. 2913-2919,
2015.
(5) H. K. Yap, J. H. Lim, F. Nasrallah, et al., MRC-glove:
A fMRI compatible soft robotics glove for handrehabilitation application, 2015 IEEE International
Conference on Robotics and Automation (ICRA), pp.
735-740, 2015.
(6) N. E. Saleh, B. Debs, E. Moussallem, et al., Homebased therapy of chronic stroke suvivors’ upper limb
assisted by a finger movement finger device, 2015
International Conference on Advance in Biomedical
Engineering (ICABME), pp. 111-114, 2015
(7) R. Reiner, T. Nef, and G. Colombo, Robot-aided
neurorehabilitation of the upper extremities, Med.
Biol. Eng. Comput, Vol. 43, No. 1, pp. 2-10, 2005.
(8) 山本一希，古館裕大，千葉馨，石田裕二，三上貞
芳，“指の随意運動を対象とした作業療法リハビリを支援する簡便な家庭向けデバイス ユーザビリティを考慮した新設計，”ROBOMECH2017，2P1-012，
2017．
(9) Y. Furudate, K. Yamamoto, K. Chiba, et al.,Quantification method of motor function recovery offinger by using the device for home rehabilitation,
39th Annual International Conference of the IEEE
Engineering in Medicine and Biology Society, pp.
3872-3875, 2017(10) M. H. Schieber, C. E. Lang, K. T. Reilly, et al.,
Selective activation of human finger muscles after
stroke or amputation, Progress in Motor Control,
Springer, Boston, MA, pp. 559-575, 2009.
(11) 岩崎テル子，小川恵子ら，標準作業療法学 専門分
野 作業療法学 第2版，医学書院，pp. 341, 2011.

参考文献(1) J. Li, S. Wang, J. Wang, et al., Development of ahand exoskeleton system for index finger
rehabilitation, Chin. J. Mech, Vol. 25, No. 2, pp. 223233, 2012.
(2) C. L. Jones, F. Wang, R. Morrison, et al., Design anddevelopment of the cable actuated finger
exoskeleton for hand rehabilitation following stroke,
IEEE/ASME Transactions on Mechatronics, Vol. 19,
No. 1, pp. 131-140, 2014.
(3) S. Ueki, H. Kawasaki, S. Ito, et al., Development of ahand-assist robot with multi-degrees-of-freedom for― 293 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）せき損患者用立位保持訓練ロボット（第 11 報：機構と訓練評価機能の改良）
学

非○阿部 大樹（九産大）正 榊 泰輔（九産大）非 青木 幹太（九産大）非 片本 隆二（せき損センター）非 須堯 敦史（せき損センター）
非 木原 由光（ロボフューチャー）学 松崎 俊樹 （九産大）
田代 雄大（九産大）非 下川 俊彦 （九産大） 非 小山田 亮太 （九産大）

Hiroki ABE, Taisuke SAKAKI, Kanta AOKI, Kyushu Sangyo University
Ryuji KATAMOTO, Atsushi SUGYO, Spinal Cord Injuries Center
Yoshimitsu KIHARA, Robo Future Co
Toshiki MATSUZAKI, Takehiro TASHIRO, Toshihiko SHIMOKAWA, Ryota OYAMADA, , Kyushu Sangyo University.
Key Words : Rehabilitation robot , Training robot, Welfare robot, Care robot
1．緒言
脊髄損傷者が独歩に至るまでには，座位保持・起立・立立保持・歩行の各訓練が必要である．しかし，通院では療法士の指導時間は限られ，在宅では専門的リハビリ訓練は制限される．そこで，療法士の負担を軽減するため在宅での訓練を支援するリハビリロボットを開発した．
訓練ロボットの機構と訓練評価機能の開発状況を報告す
る．在宅用として，小型軽量，安価，操作が高齢者にも簡単，訓練結果が提示できる等をめざす．
2.立位保持訓練ロボット
脊髄損傷のうち下肢の回復が見込まれる不全麻痺患者のリハビリに用いる(Fig.1)．立位がやっとの患者を対象に，足の踏み出しと左右の足への荷重移動を再学習し，この後の段階である実践的な歩行訓練につなげる．足底圧を提示
して立脚・遊脚を意識させつつ，ステップ台が前後往復動作することで，歩行様動作を実現する(Fig.2-4)．
機構は，駆動部，操作パネル，フレームで構成される．
駆動部に備わるモーターが，輪状のチェーンを介して左右のステップ台を駆動する．モーターの正転・逆転によりス
テップ台が前後にスライドする（Fig.1-3）．ステップ台のつま先と踵に圧センサを左右計 4 個備える．
操作パネルでは，難易度と訓練時間の設定，訓練の開始・終了を指令し，訓練中の足底圧の状態と訓練後の評価結果を表示する（Fig.4）．内蔵するマイコンで，圧センサ値に応じ左右の荷重移動と立脚・遊脚を判定し，モーター駆動
指令を発生する．スライド端点にて圧パターン条件を満たせば動作開始する．圧センサ値に応じてパネルの LED が点滅し，ステップ台を踏んでいるか否か目視できる．訓練後の評価は，良い・普通・悪いの 3 段階である．難易度は，初心者・初級・中級・上級の 4 種がある．
3.昨年度の課題① メカ 在宅用としてフレームが大型で重く，運搬設置に 2 名以上必要である．フレームのぐらつきがある，
また転倒リスクへの対策が未実装である．臀部を支持するサドル機構が大型で重く訓練の邪魔になる．車いすから装置にアプローチできず訓練位置への移乗が困難である．ステップ台の足カバーが脱げやすい，ベル
トが固く足を動かしにくい．ステップ台内臓の圧センサの貼替に手間がかかる（図は全て今年度装置）．
② ソフト 高齢者歩行速度（3-4km/h）よりステップ台速度が 1km/h と遅い．難易度に応じたステップ台動作開始条件が複雑でわかりにくい．難易度に応じて設定された評価結果の提示機能が未実装である．

Fig.1 Apparatus of the rehabilitation robot of primary walking
pattern training for SCI patient

Fig.2 Quasi-walking motion on foot steps
4.今年度の開発状況
昨年度課題を受け，メカでは，フレームの軽量化，ステップ台の改良，モーターの速度調整，評価機能などを改良する．
① メカ フレームを小型軽量とし在宅への搬入が 1-2 名でできるようにした．また在宅でも違和感のないデザインとした．フレームの剛性を UP し，転倒予防シートをつけた．サドルを省いた．車いすから移乗するよ― 294 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）②うフレーム幅等を見直した（Fig.5）．ステップ台の足
カバーを足形状に合わせ，ベルトを柔らかくし遊脚を容易にした．圧センサの張替えが簡単になるよう機構と配線を見直した（Fig.6）．
ソフト ステップ台速度を 2 ㎞/h に上げた．難易度に応じたステップ台動作開始条件を共通とし，条件も「後方の足の踵を浮かせる」と簡単にした．難易度に応じた評価結果の提示機能を実装した．これは遊脚の到達度に応じた良い・普通・悪いの 3 段階のしきい値を，難易度に応じて設定したものである．

参考文献⑴ 坂井宏旭ほか：福岡県脊髄損傷ネットワーク構想，～
福岡県における脊髄損傷患者の統括的データベースの構築を中心に～，第 45 回日本リハビリテーション医学会学術集会 S377 3-4-1⑵ 片本隆二ほか: “起立運動装置の評価実験（その 2）
研究報告書”,身体障害者のための生活環境系の設計研
究 ，pp.9-16, 2009⑶ 片 本隆 二ほ か :“ 立位移 動運 動装 置の 設計 研究 ” ,2009 年 研究報告書 身体障害者のための生活環境系の設計研究 ，pp.17-28，2009⑷ Taisuke Sakaki：Rehabilitation Robot in Primary Walking
Pattern Training for SCI Patient for Home-use Based on theExperiments of Hospital-use Type，BIT's 6th Annual World
Congress of Neurotalk-2015, Abstract Book，p.131

Fig.3 Motion drive unit to move the foot steps

Fig.5 Approaching motion from the sitting position on wheel
chair

Fig.4 Operational panel of the rehabilitation robot
5.今後の課題
病院・介護施設で指摘を受け改良を続ける．また，訓練
状況や評価結果を Android タブレットを経由してクラウドに蓄積，遠隔モニタする機能も検討する．
謝辞
本論文をまとめるにあたり，カバー及びステップ台にのせる靴の製作にご協力いただきました有薗製作所の松岡様と職員の方々，そして，カバーの製作に精力を注いでくださった芸術学部の皆様に心から感謝の意を表します．

― 295 ―

Fig.6 Foot step mechanism including pressure sensors

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）せき損患者用立位保持訓練ロボット（第 12 報：NIRS による脳賦活の調査 3）
Rehabilitation robot of primary walking pattern training for SCI patient
Investigation of the brain activation using NIRS No.3
〇松崎 俊樹（九産大） 榊 泰輔（九産大）
能田 由紀子（ATR） 西薗 秀嗣（九産大）阿部 大樹（九産大） 田代 真一（九産大）Toshiki MATSUZAKI, Taisuke SAKAKI, Kyusyu Sangyo University
Yukiko NOTA, ATR-promotions.Inc
Hidetsugu NISHIZONO, Hiroki ABE, Shinichi TASHIRO, Kyusyu Sangyo University
Key Words : Rehabilitation robot , Training robot , Welfare robot, Care robot
1.緒言
脊髄損傷者の下肢リハビリ用ロボットにおいて，予備実
験として，健常者で脳賦活を調べた．トレッドミルと，開発中の立位保持訓練ロボットにおける歩行様運動時に脳の賦活度合を調べる．（1）2.立位保持訓練ロボット
脊髄損傷患者のうち下肢の回復が見込まれる不全麻痺患者のリハビリに用いる．スライド端点で，判定条件「後方の足の踵を浮かせる」を満たすと，ステップ台がスライドする．ステップ台の前後往復動作とともに立脚・遊脚をすることで，歩行様動作を実現する．圧センサ値に応じてパネルの LED が点滅し，足底圧を認識できる．

を用いた運動中の Oxy ヘモグロビンの変化量を測定する．
タイムプロトコルを休息 30 秒間，運動を 30 秒間，休息 30
秒間とし 4 回繰り返す．プローブは送光・受光各 16 組，測定チャンネル数は 52 である．測定結果は，各人のデータを個別に加算・ノイズ処理した．処理方法は，LABNIRS 付属のソフトウェアで，1 セット目始めから 4 セット目までの休息時と運動時のデータをそれぞれ全加算した．ノイズ除去はローパスフィルタを使用し，カットオフ周波数は0.6Hz に設定した．スムージング点数・回数をそれぞれ 5に設定し，ベースライン補正は運動開始時のデータを 0 とし，データ補間はスプラインに設定した．
正面

Fig.2 Image of probe arrangement(L) and probe holder(R)Fig.1 Rehabilitation robot of primary walking pattern training
for Spinal Cord Injury patient
3.NIRS 装置（株）島津製作所の LABNIRS（ Near-infrared spectroscopy）
装置は，頭部に装着したプローブ（光ファイバー）から発せられる近赤外線光により，脳内のヘモグロビン変化量（mMol・cm）を測定する．近赤外線の波長は 780nm，805nm，830nm の 3 種である．NIRS は変化する脳機能を fMRI よりも高い時間分解能でリアルタイムに捉えることが可能である． fMRI や PET と比較すると装置がコンパクトで移動しやすいため測定場所の制限がない．また測定時の被験者の拘束が少ないため，運動時の脳機能研究に適している．（2）4.実験
4.1 実験方法 健常者の 20 代男性 4 名で行う．各条件での運動中の一次運動野の状態を測定する．NIRS 装置のプ
ローブをチャンネル配置図（Fig.2 左）に従いホルダ（Fig.2
右）に取り付け，被験者の頭に被せる． 頭頂部付近の正中中心部（Cz）を Fig.2 左のチャンネル 26 の位置に設定している．トレッドミル（Fig.3 左）と，ロボット（Fig.3 右）Fig.3 Walking with treadmill(L) and walking with rehabilitation
robot(R)
4.2 トレッドミル上での運動時の脳の賦活状態 トレッド
ミルの速度を時速 2km と設定した．すり足にならないように足を上げて歩行するよう指示した．被験者 1 名のチャンネル 17（右足の一次運動野に相当する箇所）の計測データ
を Fig.4 に示す．赤線が Oxy ヘモグロビンの変化量である．
Fig.5 は脳のマッピング画像で，運動開始から 10 秒後の状態を表している．いずれの図においても，運動開始時（0秒）の全測定チャンネルの Oxy ヘモグロビン変化量の値を― 296 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）0 としている．

Fig.7 The amount of change of total hemoglobin of all probes
during passive pseudo walking motion training on the
rehabilitation robot.

Fig.4 The amount of change of hemoglobin at ch17 during
training with treadmill.

運動開始 15 秒後から，Oxy ヘモグロビンの変化量が少し増減しているが，全体的には大きな変化は見られなかった．
トレッドミルでの歩行ほど Oxy ヘモグロビンの減少は見られず，運動開始時に対し，運動終了時の Oxy ヘモグロビン
変化量 0.001（mMol・cm）であった． 4 人中 3 人で同様な傾向が得られた．
4.4 ロボット上での運動時の脳の賦活状態（能動運動，足底圧表示なし） 端点で判定をクリアする運動をし，スラ
イド中に立脚・遊脚を行うように指示した．このとき，足底圧の表示は隠されており，身体の感覚から推測して立脚・遊脚するように指示を出した．Oxy ヘモグロビン変化
量を Fig.8，運動開始から 10 秒後の脳のマッピング画像を
Fig.9 に示す．

Fig.5 The amount of change of total hemoglobin of all probes
during training with treadmill.
運動開始時（0 秒）に対し，運動終了時の Oxy ヘモグロ
ビン量は-0.011（mMol・cm）であり，運動終了時の方がやや低い．運動開始時から 10 秒までは変動が大きく，15 秒
後からは減少傾向にある． 4 人中 3 人で同様な傾向が得られた．
4.3 ロボット上での運動時の脳の賦活状態（受動運動）
端点では判定条件をクリアし，スライド動作中は足を上げないように指示した．Oxy ヘモグロビン変化量を Fig.6，運動開始から 10 秒後の脳のマッピング画像を Fig.7 に示す．

Fig.8 The amount of change of hemoglobin at ch17 during
active pseudo walking motion training with rehabilitation robot
without seeing the panel display.

Fig.6 The amount of change of hemoglobin at ch17 duringpassive pseudo walking motion training on the rehabilitation
robot.

Fig.9 The amount of change of total hemoglobin of all probes
during active pseudo walking motion training with rehabilitation
robot without seeing the panel display.
運動開始（0 秒）から，Oxy ヘモグロビンの変化量が増加し，時間が経つにつれ，変化量は大きくなるような傾向― 297 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）が見られた．運動開始時に対し，運動終了時の Oxy ヘモグ
ロビン変化量は 0.031（mMol・cm）となった．4 人中 2 人で同様な傾向が得られた．
4.5 ロボット上での運動時の脳の賦活状態（能動運動，足底圧表示あり） 端点で判定をクリアし，スライド中に足底圧の表示を見ながら，立脚・遊脚するように指示した．
Oxy ヘモグロビン変化量を Fig.10，運動開始から 10 秒後の脳のマッピング画像を Fig.11 に示す．

また今回はチャンネル 17 のみ注目し，他のチャンネルを比較していない．
今回の実験では被験者数を増やすことができた．さらに被験者数を増やすことが必要である．
また，パネル表示による影響を調べることができなかったため，関連するチャンネルについて比較する必要がある．
インフォームドコンセント
本研究は，学内倫理委員会で審査し，承認されている．
本実験を行うにあたり被験者に説明を行い，NIRS 装置
での測定により心身に負担を掛けないことを最優先とし同意を頂き実験を行った．ロボットのステップ台の動作時の安全性に関して，異常時に即座に緊急停止ボタンを操作可能な位置に操作者を配置し実験を行った．
謝辞
本実験を行うためにご協力頂きました．九州産業大学
産学連携室，(株)島津製作所をはじめ，関係者皆様へ感謝の意を表します．

Fig.10 The amount of change of hemoglobin at ch17 during
active pseudo walking motion training with rehabilitation robot
with seeing the panel display.

参考文献(1) 松崎俊樹 他 日本機械学会九州支部会 第 70 期総会・講演会, 論文集 (2017)(2) 酒谷薫 他 NIRS－基礎と臨床 新興医学出版社

Fig.11 The amount of change of total hemoglobin of all probes
during active pseudo walking motion training with rehabilitation
robot with seeing the panel display.
運動開始（0 秒）から，Oxy ヘモグロビンの変化量が増加しはじめ，時間経過とともに増える傾向が見られる．運動開始時に対し，運動終了時の Oxy ヘモグロビン変化量は0.028（mMol・cm）となった．4 人中 2 人で同様な傾向が
得られた．
5.考察
トレッドミルでの運動は，運動開始後は少し Oxy ヘモグ
ロビンの変化量が上がるが，15 秒から運動終了時までは下がる傾向がある．これは，トレッドミルでの運動が単純動作であるため，慣れが生じた可能性があるのではないかと考えられる．
ロボット上での受動運動は，単純動作かつ運動量が少な
いのでほとんど変化量が見られないと考えられる．
ロボット上での能動運動かつ足底圧表示なしでは，身体の感覚，例えば足底圧や足の甲での押上げ圧や，また下肢の筋の伸縮から立脚・遊脚の状態を推測し運動を調整することになる．このことが，Oxy ヘモグロビンの変化量の増加に影響した可能性がある．
ロボット上での能動運動かつ足底圧表示ありでは，足底圧を認識し運動を調整するので，Oxy ヘモグロビンの変化
量の増加に影響した可能性がある．

― 298 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）短下肢装具設計支援システムの開発－ トリムライン変更時の短下肢装具形状評価 －Development of ankle foot orthosis design support system- Evaluation of ankle foot orthosis shape made by difeerent trim line ○ 河村太樹（芝浦工大）
東江由起夫（新潟医療福祉大学）

花房昭彦（芝浦工大）

山本紳一郎（芝浦工大）

大塚博（人間総合科学大学）

大西謙吾（東京電機大学）

Taiki KAWAMURA, Shibaura Institute of Technology
Akihiko HANAFUSA, Shibaura Institute of Technology
Shin-ichiroh YAMAMOTO, Shibaura Institute of Technology
Agarie YUKIO, Niigata University of Health and Welfare
Otsuka HIROSHI, University of Human Arts and Sciences
Kengo OHNISHI, Tokyo Denki University
Abstract: Ankle foot orthosis (AFO) is produced by modifying a positive plaster model. Because the modification is madeby prosthetists' hand, the degree of compatibility to the patient depends on the experience of prosthetists. The objective of
the study is to develop an AFO design support system that enables manufacturing of highly compatible orthosis in a shortterm. The position of trim line used to generate the orthosis shape is changed according to the ability of individual person’s
gait. The shape of positive plaster model and position of trim line were measured by 3D scanner. The difference of orthosis
shape was defined by the ratio of the orthosis in each sectional layer of the positive plaster model. As a result, the shape ofankle foot orthoses with differnet trim line were compared by the ratio.
Key Words: Ankle foot orthosis, Trim line, Design support system, Shape evaluation
1. 序論
片麻痺患者のリハビリテーションで使用される短下肢装具の一つにシューホーン型短下肢装具がある（Fig.1）．この装具は，後面にサポート部があり足関節を直角に保持する働きを持っている．また，この装具は装着時の適合性を高めるために，作製する際にいくつかの工夫が施されている．一つ目は，装具を作製する際に基となる陽性モデルと呼ばれる患肢の形状を模った石膏のモデルに修正を行うことである．主に骨突起部に盛り修正，足底部に削り修正が行われる．二つ目は，患者の病状によって装具の形状を変えることである．これは，陽性モデルを基にプラスチックを成形し，そこから不要な部分を切除する際に，基準となるトリムラインという線を調節することによって行われる．
しかしながら，これらの工夫は現在，義肢装具士の手作業で行われるため，最終的な装具と患肢の適合性の良し悪し
は義肢装具士の経験や技量に左右されてしまう．また，リハビリテーションでは早期から短下肢装具が必要とされるが，手作業での作製では時間がかかってしまう．以上のことから，義肢装具士の経験に左右されずに，適合性の高い装具を短期間で製作することが求められている．また現在，
義肢装具用の CAD/CAM ソフトとして株式会社 佐々木義肢製作所の P&O や RODIN4D 社の RODIN4D NEO(1)などがあるが装具を作成する際，マニュアル
での操作が必要となり，自動で装具形状を生成することは出来ない．
本研究ではシューホーン型短下肢装具の製作工程を定量化し，そのデータを元に患者の足の形状から自動で装具の形状を出力可能な短下肢装具設計支援システムの開発を研究目的とする． Fig.1 Shoehorn type

2.システム構成
本研究で目指している短下肢装具設計支援システムのフローチャートを Fig.2 に示す．まず患者の下肢形状を計測，モデリングを行い，得られた形状から自動で短下肢装具の形状を生成する．その後，パソコン上で作製した装具を装着した場合での歩行分析を行う．この時，結果に不具合が残る場合は形状を修正し，装具の効果が見込めた場合は 3D
プリンターに形状データを送り装具を作製する．装具作製
後は，実際に片麻痺患者に使用してもらい適合性の評価を行う．

ankle foot orthosis― 299 ―

本発表での研究範囲

Fig.2 Ankle foot orthosis design support system

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）本発表での研究範囲は「下肢形状の計測モデリング」から「短下肢装具形状の作製」であり，システム作製において必要不可欠なトリムラインの違いによる短下肢装具形状の変化を評価した．得られた結果の情報を基準に，短下肢装具の製作工程を定量化し，下肢形状から短下肢装具形状の生成を目指す．
3. 実験方法
3.1 トリムラインの測定作製される装具形状が異なる二種類のトリムラインが描かれた陽性モデルを用意しコニカミノルタ社の非接触 3 次
元デジタイザ VIVID910 を用いて形状を測定した．トリム
ラインの測定はライン外側にテープを貼って物理的特徴を付けることによって行った．
測定に使用した陽性モデル，並びにトリムラインは義肢装具士の人間総合科学大学の大塚博先生に 21 歳の健常男
性の足を基に作製・描画して頂いた．測定した陽性モデルと二種類のトリムラインを Fig.3 に示す．外側に画かれた
トリムライン（以下トリムライン①）は剛性が強く設定され，内側に画かれたトリムラインは（以下トリムライン②）
可撓性が強く設定されたトリムラインである．トリムライ
ン①は内果，外果の中心を通り，第一中足骨頭を覆うような形状となっており，トリムライン②は内果，外果は通らずに抉れており，第一中足骨頭の手前までの形状となっている．また，腓腹部はトリムライン①・②で共通した形状となっており，舟状骨の上も共通して通っている．

断面の周径長をもとめた．取り出した各断面での装具形状の長さと断面の周径長から，各断面での装具形状の占める割合を算出した．トリムライン①とトリムライン②で作製される装具形状の占める割合を比較することにより短下肢
装具形状の相違を評価した．
4. 結果・考察取り出した点群データをスプライン関数で近似することで定義した装具形状を Fig.4 に示す．

(a) Trim line ①(b) Trim line ②
Fig.4 Measured ankle foot orthosis shape
各断面の軸上の位置とトリムライン①・②の装具形状の占める割合の関係を Fig.5，測定した陽性モデル実物上での基準軸の位置を Fig.6，に示す．つま先にあたる 0～22 [mm]では 22％から 43%，舟状骨にあたる 137 [mm]では 60%，
腓腹部にあたる 321～459 [mm]では 60％から 38％となり，トリムライン①・②で装具形状の割合に差があまりないことが分った．しかし，第一基節骨から舟状骨にあたる 45～
115 [mm] ，内果外果から足首にあたる 160～275 [mm]ではトリムライン②の割合が大きく下回っており，特に第一中足骨頭にあたる 91 [mm]，内果にあたる 206[mm]では 15%
トリムライン②の割合が小さい結果となった．

Fig.3 Positive model and trim lines
3.2 点群データの編集測定したトリムライン①・②の点群データと陽性モデルの点群データを MATLAB にて ICP アルゴリズムを使用し位置を合わせた．ICP アルゴリズムとは，データを重ね合
わせていき，対応する箇所の点同士の距離が最小となる位置を探すプログラムである．位置合わせを行った点群データに対して，つま先からパイプ部の中心へ第一中足骨頭，舟状骨，内果を通るように 6 つの点をスプライン補間し基準軸を作製した．次に，その基準軸に対して垂直な点群を切り取り，断面を出力した．本研究では軸上 23 [mm]毎で断面を出力し，得られた 22 枚の断面から装具となる範囲の点群を取り出した．
3.3 装具形状の作製装具となる範囲の点群は，極座標系に変換し，制御点 20
点のスプライン関数で近似し，装具形状を定義した．また，22 ヶ所の断面の装具形状を積み重ねることにより装具全
体形状を定義した．
3.4 装具形状の割合の算出
取り出した各断面もスプライン関数で近似をし，繋げ，Fig.5 Ratio of ankle
foot orthosis shapeFig.6 ReferenceAxis

5. まとめトリムラインの違いによる作製される短下肢装具形状の変化を，足部と装具形状の割合を比較することにより定量的に示した．
今後は，出力する断面を増やし，より詳細な装具形状の変化を確認する．また，作製した装具形状に穴埋め，厚み付けを行い装具の 3 次元モデルを作製することにより，体積や表面積という観点からも違いを明らかにしていく．
6. 参考文献
1) Rodin4D CADCAM - Orthotics and prosthetics Rodin4D
http://rodin4d.com/en/Products/rectification
2) 丸山 倫靖，花房 昭彦，中山 剛，下腿人体モデルを用いた動的有限要素による短下肢装具の立脚期変形
解析，生体医工学，47 巻，5 号，pp.450-456，2009．

― 300 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）入浴介護時の負担軽減に向けた移乗機器の開発
Development of a transfer device for reducing the burden at the time of bathing care
○ 青木智暉（芝工大）  一瀬紀之（精工技研株式会社）  佐藤好彦（精工技研株式会社）李虎奎（芝工大）  花房昭彦（芝工大）  米田隆志（芝工大）
Tomoki AOKI, Shibaura Institute of Technology
Noriyuki ICHINOSE, Seiko giken ltd.
Yoshihiko SATO, Seiko giken ltd.
Lee HOKYOO, Shibaura Institute of Technology
Akihiko HANAFUSA, Shibaura Institute of Technology
Takashi KOMEDA, Shibaura Institute of Technology
Abstract: In recent years, aging has progressed and the roles and burdens of carers are getting bigger. Transfer assistance iscarried out frequently, causing a heavy burden on the waist. Especially, the risk of bathing care increases. The reason is th enumber of transfers required and the environment specific to bathing care. Presently there are bathing device aimed at reducing
the number of transfers. This allows elderly to take a bath directly after transferring from beds etc in each room to bathing
device. However, it can not be said that one transfer assistance remains and all the burden at bathing care can be reduced. In
this research, we developed a transfer device to reduce the burden of transfer assistance and it is easy to carry because it
integrates with bathing equipment that reduces the number of transfers.
Key Words: Elderly care, Transfer assistance, Care Support, Transfer device
1. 序論近年の高齢化に伴い，介護者の役割，負担が大きくなっている．なかでも，移乗介助は頻繁に行われ，過度の腰部負担を生じさせる．また，社会福祉施設における単独での移乗介助で，腰痛発生件数が最も多いのは入浴介護時である (1)．
入浴介護時には，通常 2 回の移乗を要する．そこで，移乗回数の削減が可能な福祉機器として，手動式入浴リフト（精工技研製，バスラック）が開発された (2)． Fig.1 に示したバスラックの一部であるセパレートキャリーに移乗する
ことで，ベッド等から移乗後，そのまま入浴することができる．しかし，Fig.2 に示すように，バスラック使用時でも1 回は移乗が必要となり，移乗介助の腰部への負担が残る．
また，移乗用福祉機器が多く存在するが，これら既存の機器の中には大きく，持ち運びに適していないものもあり，使用しない介護者もいる．そのため，操作が容易でかつ持ち運びが可能な移乗機器の開発が求められる．
本研究では入浴介護における移乗介助の際に介護者の負担を軽減することを目的として，セパレートキャリーのカート部に収納可能な移乗機器を開発する．

Fig.1 セパレートキャリー (2)   Fig.2 バスラック使用時

2. 従来の移乗機器の検証（移乗介助時の人体重心計測実験）
2.1 目的
本実験は，市販されている移乗機器（ハーツエイコー製，
こまわりさん） (3)を使用して，本研究目的の移乗機器の開発に向け，機器の動作や形状の参考にすることを目的とし，移乗介助時の要介護者の重心位置と，機器の移動量を計測し検討を行う．
2.2 方法
被験者は成人男性 1 名（年齢:21[歳]，体重:56[kg]，身長:1620[mm]）とした．これは，高齢者男性の平均身長，男女の平均体重に相当している (4)．市販されている移乗機器を使用し，移乗元のセパレートキャリーと他の座面から最高点まで持ち上げた際の重心（COM：Center Of Mass）の移動量を求めた．各移乗元の高さから 5 試行計測する．本実験で求める移動量は前後方向の重心移動のみである．移乗
元の高さは，400[mm]と 535[mm]である．重心移動量は，身体の 左右 12 ヶ所(第三中足骨・外踝・外側踝・大転子・骨盤・ 肩峰) に取り付けた反射マーカーの位置を，三次元動作解析システム（MAC3D）を用いて計測する．機器の移動
量は機器の支柱に反射マーカーを 1 ヶ所取り付けた．
また，人体全体の COM は全ての身体部分の重みつきの中心である．人の身体を各部の位置からいくつかのセグメントとして考える．本実験では身体を Left/Right 足部，L/R
脚部，L/R 大腿部，骨盤，HAT（胴，体幹，頭）の 8 個のセグメントとする．セグメントの長さと質量から各重心位置を算出し，身体全体の質量中心（COM）を算出する．
2.3 結果および考察
 Fig.3 に各移乗元からの COM と移乗機器の移動量を示す．
Fig.4 にその考察を可視化したものを示す．
Fig.3(a)(b) と も に 最 高 点 で COM が 移 乗 機 器 の 中 心(370[mm])付近であることがわかる．また，移乗元の高さが400[mm]の方が，COM と機器ともに，移動量多いことが分かる．Fig.4(b)より土台の範囲上(200～560[mm]の 360[mm])― 301 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）に来ていることが分かり，この範囲内に重心位置が来ることで，要介護者や，機器の転倒が防げると考えられる．また，移乗の際には，上下方向よりも前後方向の方が大きく移動していることが分かる．これは，人が立ち上がる際には，前方への重心移動が重要であるということを示している．さらに，移乗元の高さは Fig.3(b)のように高いほうが移動量も少なく簡単に移乗介助を行えることがわかる．この結果は，介護にて要介護者を簡単に立ち上がらせるための3 条件である，①前方への重心移動，②十分に足を引く，③十分な座面高さであること(5)と一致する実験結果であると考えられる．
以上より，開発する機器は，要求仕様に加え，最高点で要介護者の重心位置を機器の中心に移動させ，移動方向は
前後方向を主とし，かつ上下方向にも移動させるものを考案する．

  (a) 高さ 400[mm](b) 高さ 535[mm]Fig.3 COM 移動量，移乗機器の移動量3. 移乗機器の開発
3.1 概要
 開発する機器の要点は，操作が容易であり使用方法が分かり易く，多頻度に渡って使用可能であること，コンパク
トでカート部に収納可能であるものとする．また介護者の，負担軽減が可能で，介護者に常用されるような移乗機器の開発を目指す．シンプルな構造として，てこの原理を使用した機器の形と，収納可能な形として折り畳み式の移乗機器を考案する．さらに，機器の考案を行う前に行った介護施設での調査と，移乗介助の際の人体の重心移動計測実験
から，対象とする高齢者は，座位はとれるが，足に力が入らないなど，部分的な介助を必要とする高齢者である．以下に具体的な要点を記す．
・浴室に入るため電気は使用しない
・材料：軽量で強度，耐水性
・荷重：高齢者男女の平均体重 56.4[kg]±20[kg]程度 (4)・自由度：円弧上下，回転・大きさ：セパレートキャリーのカート部に収納可能 （高さ 400[mm]，幅 350[mm]，奥行き 470[mm]）3.2 移乗機器の試作
従来の移乗機器を用いた計測実験から得られたデータを考慮し，移乗機器の試作を行った．Fig.5 に試作した移乗機器の外観を示す．本機器は，Fig.5(a)のカート部に収納した状態から Fig.5 (b)のように機器を組み立てることで移乗介助を行える移乗機器となる．ベッドや車いすから，セパレ
ートキャリーに移乗する際に本機器を使用する．移乗方法
は，まずサドルを要介護者側へ倒し，腹と胸を設置する．
次に介護者が，ペダルを踏み，サドルを引くことで，要介
護者を持ち上げる．その後，機器を回転させることで移乗
先へ方向転換をし，再びサドルを倒すことで移乗を完了とする．移乗完了後は再びカート部に収納し，セパレートキ
ャリーと共に浴室，脱衣室まで移動する．なお，この移乗介助は介護者 1 名で行うことを可能とする．
 本機器は，要介護者を持ち上げた際に最高点で停止させておく必要がある．そのため，ペダル部分にロック機構を設けた．また，要介護者の身長により，機器の高さを変更できるよう，支柱部分にロック機構を設けた．そして，移乗介助の際に機器を回転させ移乗先へ方向転換できるよう回転機構を設けた．

(a) 収納時     (b) 移乗介助時
Fig.5 移乗機器の外観(a) 実際の移乗機器    (b) 結果のグラフ
Fig.4 考察の可視化― 302 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. 試作機の評価実験（移乗介助時の人体重心計測実験）
4.1 目的
 試作した移乗機器を使用して移乗介助時の要介護者の重心位置と，機器の移動量を計測する．その結果から，「 2. 移乗介助時の人体重心計測実験」で行った市販されている移乗機器の実験結果と比較し，試作した移乗機器の福祉機器としての有用性や改善点を求める．
4.2 方法
 「2. 移乗介助時の人体重心計測実験」と同様の方法で，試作機の評価実験を行った．
(a) セパレートキャリー

4.3 結果および考察
 Fig.6 に移乗元の高さ 400[mm]からの COM の移動量を示す．Fig.7 に考察を可視化したものを示す．
Fig.7 より，最高点で COM が移乗機器の土台の範囲上(170～500[mm]の 330[mm])に来ていることが分かり，この範囲内に重心位置が来ることで，要介護者や，機器の転倒が防げると考えられる．また，移乗の際には，上下方向よりも前後方向の方が大きく移動していることが分かる．これは，人が立ち上がる際に重要な前方への重心移動を実現している．さらに，移乗元の高さは 400[mm]よりも 535[mm]のように高いほうが移動量も少なく簡単に移乗介助を行えることがわかった．しかし．理想としては要介護者を最高点まで持ち上げた際に重心位置が支柱位置より移乗機器の土台の中心に寄り，中心付近で最高点となることがより転倒の危険性もなくなり理想である．改善点としては，支柱
位置を土台の中心へより近づけることが考えられる．

(b) カート部のみ
Fig.8 カート部との一体化
6. 結論 入浴介護時の負担軽減に向けた移乗機器を試作した．本
機器は入浴介護において介護者の負担を軽減し，セパレー
トキャリーのカート部に収納，一体化及び持ち運び可能である．今後は試作した機器を社会福祉施設に持ち込み，評価する．また，実験結果も踏まえた移乗機器の改良を行う．

謝辞
 本研究を遂行することに当たりまして，精工技研株式会
社より多大なるご支援を賜りました．ここに謹んでお礼申し上げます．

Fig.6 COM 移動量，移乗機器の移動量(a) 実際の移乗機器 (b) 結果のグラフ
Fig.7 結果と考察の可視化
5. カート部と一体化
 試作した移乗機器とセパレートキャリーのカート部を一体化するため，カート部にガイドを追加し，一体化可能とした．Fig.8 にカート部と一体化した移乗機器を示す．

参考文献(1) 厚生労働省，「職場における腰痛発生状況の分析について」，<http://www.mhlw.go.jp/newinfo/kobetu/roudou/gyousei/anzen/dl/1911-1_2f.pdf>，（2017/7/22）(2) 精工技研株式会社，「BathLuck バスラック」，2014(3) 株式会社ハーツエイコー，「製品案内」，<http://hearts-eiko.com/index.html>，（2017/7/22）(4) 厚生労働省，「統計情報・白書，第2編 保健衛生 第1章 保健，第2-6表 身長・体重の平均値，性・年次×年齢
別」，< http://www.mhlw.go.jp/toukei/youran/indexyk_2_1.html>，（2017/7/22）(5) 東近江市，「リハビリテーション介護の手引き～より良く生活動作を支援するために～」，<https://www.city.higashiomi.shiga.jp/cmsfiles/contents/000000
0/246/kaigotebiki_6843.pdf>，（2017/7/22）― 303 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）座位での移乗を可能とする前傾姿勢を利用した移乗器の開発

A Mobile Patient Lift that Enable a User to Transfer in a Seating Position○ 石橋凌（茨城大）

森善一（茨城大）木下万誠（葛飾やすらぎの郷）

Ryo ISHIBASHI, IBRAKI University
Yoshikazu MORI , IBARAKI University
Kazunari Kinoshita, KATSUSHIKA YASURAGINOSATO

Abstract: We propose a novel mobile patient lift that is applicable to relatively severe damaged patients. Most of
conventional patient lifts are large and expensive; moreover, they request that a patient takes a standing position. However,a caregiver who works in a nursing home told that severely damaged patients have contracture symptoms, therefore,transferring in a seating position is desirable. When using the proposed patient lift, the patient takes a forward bending
posture in a seating position. It is easy to take off the patient’s clothes because the patient is mainly supported at the pointof the thigh near the knee. The hip position when seating is adjustable with a hydraulic jack. The experimental results of afull-sized prototype patient lift confirm the design effectiveness.
Key Words: Rehabilitation, Transfer, Patient lift, Seating position
1. はじめに
日本における要介助者は平成 24 年度末で 561.1 万人であり，脳疾患や加齢などが主な原因である．要介助者の数は年々増えており，介助者への負担も増加し，介助者への負担軽減は大きな課題となっている[1]．
介助者が行う介助作業の中で特に負担が大きい作業に移乗動作がある．移乗動作とは，介助者が，身体障害者や高齢者など自力での歩行が困難な人（以下，「被介助者」という）を，ベッドから車椅子へ，車椅子からトイレの便座へ，
あるいは車椅子から乗用車の座席へ等，待機位置から目的位置へ移動させる際に，待機位置と目的位置との相互間の移乗（乗り移り）動作である．移乗動作において，介助者
は中腰での作業や，脱力した被介助者を抱き上げて移乗介助をすることがあり，関節や腰など身体への負担が大きい
重労働である．
そこで本研究では，移乗動作を補助し，介助者への負担を軽減する移乗器について、電動機を用いずに座位状態での移乗を可能とする移乗器の実現を目指す．

電源不要の手動リフトでスリングシートでの吊り上げ動作を行わずに，被介助者の胸部を支持部に預けるようにして端座位から半立位へ誘導するため，半立位姿勢で移乗を行うことが可能である．半立位姿勢で移乗を行うので下半身部位の脱衣が容易である．しかしながら半立位姿勢で移乗を行うので膝関節の曲げ伸ばしが難しい被介助者の場合は使用することができない．

2. 従来の移乗器・ツール
2.1 リフト
被介助者をリフトと呼ばれる機器で持ち上げ，移乗や移動を行う．介助者への負担は少ないが，高コストである．
下肢が不自由である人や関節の曲げ伸ばしなどが不自由になる拘縮がみられる場合には，リフトは有効的である．リフトの例として Fig.1 に示すような床走行リフトがある．
アームについているフックなどを使用し被介助者を吊り上げる．ベッドと床の隙間が小さいものには，リフトを差し込めない場合や，リフト自体が大きいため狭い部屋では使用が限られる場合がある．
2.2 スライディングボード
スライディングボードは，座っている状態の被介助者に，スライディングボードと呼ばれる板の上に乗ってもらい，移乗先まで滑らせるようにして移乗させる機器で，低コストである．使用するには介助者の技術を必要となる．また介助者への負担も大きい．また被介助者が端座位を取ることのできない場合などは使用することができない．
2.3 その他の移乗器
その他の移乗器として Fig.3 に示すアビリティーズ・ケ
アネット社製「ささえ手」を例に挙げる[2]．本移乗器は，― 304 ―

Fig. 1

Mobile patient lift

Fig. 2 Sliding board

Fig. 3

Patient lift“SASAETE”

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 本研究における移乗器
3.1 従来製品における問題点と課題
従来の移乗器は，複数のモータや傾動部分やリンク部分を含んでおり，構造的に複雑であるため，必然的に製造コストが増す．また，従来製品ではリフトのように臀部の下にマットを敷いて持ち上げ移乗を行うものや，「ささえ手」のように移乗する際に被介助者に立位姿勢を取ってもらい移乗を行うものは存在したが，臀部の下にマットを敷く場
合，被介助者に立ち上がってもらう必要があるなど，被介助者に負担をかけることや，被介助者に半立位姿勢を取ってもらう場合，膝関節を伸ばす必要があり膝関節の曲げ伸ばしが不自由な被介助者には使用できないなど，使用が限定的なことがあり，被介助者に立ち上がってもらうなどの負担をかけず，また膝関節の曲げ伸ばしが不自由な被介助者でも使用が可能なように，被介助者が座っている状態か
らそのまま移乗を行える移乗器は存在しなかった．
そこで，本発明の課題は，構造がシンプルであり，安価に製造することが可能で，かつ，持ち運びが容易な構成でありながらも所望の機能を果たす介助用移乗器を提供することである．
3.2 移乗器の概要
本研究による移乗器の外観を Fig.4 に示す．大きさは，
幅 52[cm]，奥行き 70[cm]，胸部の支持パッドまでの高さが125[cm]であり，重さは 12.3[kg]である．左右一対のフレー
ムの間に回転軸を通し，その回転軸には副フレームが通されている．副フレームには支持棒を取り付けることができ，支持棒は初期状態では移乗器に取り付けられておらず，本移乗器を被介助者の前面にセットした際に被介助者の大腿部下に通すように本移乗器に取り付ける．そして移乗器中
央には被介助者の胸部を支持するパッドが取り付けられている．またフレーム間下部に 2 本のフレームを設置して移乗器の剛性強化と，油圧を利用した倍力装置である油圧ジ
ャッキを搭載する足場としている．移乗器の最下部には 4つの回転可能な受動車輪が取り付けられている．

125[cm]Hydraulic jackChest support

Sub frame
Support rod

70[cm]
52[cm]
Fig. 4 Exterior photo of prototype(a) Initial state(b) Set the patient lift(c) Lift the patient(d) Get the patient off
Fig. 5 Procedure for using the prototype
4. 結果と考察
4.1 実験結果
試作機を使用して，近距離に設置した 2 脚の椅子を移乗する実験を行った．実験の様子を Fig.5 に示す．
(a) 被介助者座位姿勢とする．
(b) 介助者は被介助者の目前まで移乗器を移動し，大腿部の下に支持棒を挿入する．
(c) 油圧ジャッキを動作させて被介助者を持ち上げ，その状態で移乗先へ移動する．
(d) ジャッキを動作させ，被介助者を降ろす．
以上の工程に関して，問題なく移乗を行うことが確認できた．この際，被介助介助者は移乗器によりかかるように脱力し前傾姿勢を取るだけで，膝関節の曲げ伸ばしを行わずに椅子に座った座位状態のままで移乗動作を行うことができた．
4.2 考察被介助者の昇降を油圧ジャッキで行うことにより簡易な構造と軽量を実現した．また，大腿部の下に支持部を通すことにより，臀部下にマットを敷く必要がなくなること，被介助者の膝関節の曲げ伸ばしをしなくてもよいことという目標も実現した．しかしながら，人ひとりの移乗を行う
場合，現状の移乗器よりも更なる縮小・軽量化を行うことができることがわかった．また，胸部支持部の形状が最適化できておらず，形状を最適化することにより被介助者の負担をより軽減することが可能であること，大腿部下に挿入する支持棒の形状が最適でなく被介助者が痛みを受ける
こと[3]．そして，油圧ジャッキは小さな力で持ち上げることが可能であるが，ジャッキのストローク量が短く，ストロー ク量を補うために，移乗器が大型化しているという問題がある．今後これらの問題を解決していく予定である．
5. まとめ本研究では，従来製品にはない軽量かつ低コストで，関節の曲げ伸ばしが不自由な被介助者でも使用できる移乗器の開発を行った．従来製品調査を行い，従来製品の問題を提起した．この問題を解決できる移乗器について検討と開発を行い，移乗器を作成し実験を行った．実験結果より，従来製品の問題点を解決できていることが確認できた．
今後は，移乗器の小型化と動作の簡略化，被介助者の負担低減を実現する移乗器の製作を行い，介護現場での実使― 305 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）用に耐えうる移乗器の設計製作を目指す．

参考文献[1] 内閣府:“要介護度別認定者数の推移”，高齢社会白書，
平成 26 年度版．
[2] アビリティーズ・ケアネット:https://www.abilities.jp/fukushi_kaigo_kiki/idouyoulift/703100[3] 小川淳夫：“下腿近位部の接触圧力と痛みに関する研究”，日本技師装具学会誌 27 巻 1 号，p.45-50，2011.
[4] 浅井葉子，金子誠喜，大津慶子：“椅子からの立ち上がり動作における体感前傾角度と下肢関節モーメントとの関係”，日本保健科学学会誌 Vol.8，No.1，p.51-58，2005.

― 306 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）義足慣性パラメータ推定システムの測定誤差が推定精度に与える影響の検討
楠本 岳士*1，内藤 尚 *2，野川 雅道*2，田中 志信*2
Influence of measurement error on accuracy of prosthesis leg’s inertial parameter identification
systemGakushi Kusumoto *1, Hisashi Naito *2, Masamichi Nogawa *2 and Shinobu Tanaka *2
*1

1. 緒

Graduate School of Natural Science and Technology, Kanazawa University*2
Institute of Science and Engineering, Kanazawa University

本報では精度向上のために測定誤差が精度に与え言

義足は下肢切断者の歩行を支援する福祉機器である．その処方過程において義足の適合性の評価は義肢る影響を検討し，パラメータ同定に適した運動について考察する．

装具士や医師，看護師といった様々な専門家からなる
メディカルチームの各々の知識，経験から総合的に行

2. 義足慣性パラメータ推定システム

われる．評価に客観性・再現性をもたせることが課題とされており，本研究では適合性評価の支援を目的として義足の慣性特性や受動抵抗特性といった機械的特性を計測するシステムの確立を目指している．慣性特性として推定する値は慣性パラメータ（質量や重心
位置，慣性モーメント)で受動抵抗特性として推定す
る値は受動抵抗モーメントである．慣性パラメータにおいて各物理量を計測する手法は存在する 1)．これらの手法では義足を分解しなくてはならず手間がかかる上に受動抵抗特性は計測できないといった問題がある．本研究ではこれらの特性を一括して推定するシステムを構築する．パラメータ同定の手法はマニピュ
レータの手先位置の高精度化に伴い発展してきた 2）．
これらの技術を義足に応用し，まず一剛体を対象とした推定システムの構築を行った．推定システムは対象の運動データ(離散的な位置・姿勢)を取得する計測系と入力データを数値微分しシステム同定を行う解析系に分かれており，これまでの検討で光学式モーショ
ンキャプチャ(Optitrack システム,Flex 13 カメラ 8台，NaturalPoint 社)を用いて 120Hz で運動データを取得し，その運動データを間引くことで運動速度を高くした場合を想定したデータを作成し推定システムに入力することで運動データの質が同定精度に大きな影響を及ぼすことが分かった．

一剛体のニュートン・オイラー運動方程式は次式で表すことができる．
𝐟𝐟 ″ = 𝑚𝑚(𝐩𝐩̈ ″ − 𝒈𝒈″ ) + 𝝎𝝎̇OP ″ × 𝑚𝑚𝑚𝑚 ″ + 𝝎𝝎𝐎𝐎𝐎𝐎 ″ × (𝝎𝝎𝑂𝑂𝑂𝑂 ″ × 𝑚𝑚𝑚𝑚 ″ )
″

″

″

″

″

𝐧𝐧 = 𝑃𝑃𝐈𝐈𝐈𝐈̇𝐎𝐎𝐎𝐎 + 𝝎𝝎𝑶𝑶𝑶𝑶 × ( 𝑝𝑝𝐈𝐈𝝎𝝎𝑶𝑶𝑶𝑶 ) + 𝑚𝑚𝑚𝑚 ×(𝐩𝐩̈ ″

″)

− 𝒈𝒈

(1)
(2)

ここで，絶対座標を枠 O，剛体に固定した局所座標は
枠 P とし𝐟𝐟，𝐧𝐧は枠 P にかかる力ベクトル，トルクベク
トル，𝐩𝐩̈ は枠 O に対する枠 P の加速度ベクトル，𝒈𝒈は重力加速度ベクトル，𝝎𝝎Op は枠 O に対する枠 P の角速度

ベクトル，𝝎𝝎̇Op は枠 O に対する枠 P の角加速度ベクト

ル，𝐜𝐜は枠 P から重心までの位置ベクトル，𝑚𝑚は剛体の質量で 𝑝𝑝𝐈𝐈は枠 P での慣性モーメントテンソルを表す．

なお，記号の右上についている(″)は枠 P の成分で表示されていることを表している．また式(1),(2)は慣性パラメータについて線形であることから𝒘𝒘𝒘 ∅, 𝑨𝑨をそれぞれ力・モーメントベクトル，慣性パラメータベクトル，係数行列として次式で表すことができる．
𝒘𝒘 𝒘𝒘𝒘𝒘𝒘(3)

̅ = [𝑨𝑨𝟏𝟏 ⋯ 𝑨𝑨𝒏𝒏 ]T , 𝒘𝒘𝒘𝒘
また，時系列データを並べ𝑨𝑨[𝒘𝒘𝟏𝟏 ⋯ 𝒘𝒘𝒏𝒏 ]T のように行列を定義することで慣性パラメータは次式で示す最小二乗法を用いて推定される．

̂ = (𝑨𝑨̅ )−1 𝑨𝑨
̅ T 𝒘𝒘
̅ T 𝑨𝑨
𝝓𝝓
𝒘

(4)

ここで𝒘𝒘
𝒘 は力とトルクのベクトルを結合した 6n×1 の̅ は 6n ×10 の係数行列，𝝓𝝓は慣性ベクトルであり，𝑨𝑨

パラメータからなる 10×1 のベクトルである．

― 307 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

4. 結言

3. 検証
3.1 検証方法

検証結果からシミュレーションを行った運動にお未知の慣性パラメータを既知のものとして設定しいて適切なサンプリング周期は 0.01s 付近にあること

運動シミュレーションを 行った．重心位置は 𝐪𝐪 𝐪がわかった．そして運動計測に用いる光学式モーショ[sint cost sint]𝑻𝑻,

姿勢はオイラーパラメータを用いて𝛆𝛆 𝛆 𝛆cos(t) cos(t) sin(t)sin2 t√3√2sin2 t√3𝑻𝑻] とした．ここで数値

ンキャプチャの周波数が 120Hz であることから実際の計測においてもこの運動での計測は良好な同定精度が期待できると考えられる．しかし数値微分の微小な微分を 6 次の精度で行い同定に必要な加速度・角速度・誤差で同定への影響が見られたのは入力データに前角加速度を導出する．また同時にそれらの解析解を数処理をおこなっていなかったことが原因と考えられ値的に求めたものを真値としてサンプリング周波数

る．今後は推定システムの精度検証を，より実際の運を変化させた際の誤差を求める．また加速度・角速度・動計測に近い状態を想定した検討を行う予定である．

角加速度には 6 次の数値微分で求めたものを，力・ト
ルクは解析解を数値的に求めたものを用いて約 3600
組のデータ数で慣性パラメータを推定する．

参考文献
1) Carsten Schedlinski and Michael Link, “A SURVEY OF
CURRENT INERTIA PARAMETER IDENTIFICATIONMETHODS”, Mechanical Systems and Signal Processing,

3.2 検証結果
図 2，3，4 にそれぞれ加速度，角速度，角加速度の値
についてサンプリング周期を変化させたときの 6 次精Vol 15, No. 1(2001), pp.189-211.
2)川崎晴久，西村国俊, “マニピュレータのパラメータ同定”,度の数値微分と真値との絶対誤差の平均値の変化を計測自動制御学会論文集, Vol 22, No. 1(1986), pp. 76-83.

示す．図より加速度と角加速度に関してサンプリング
absolute error average[rad/s]

周期が 0.01s 付近に極値があり真値との誤差が最小となる．また角速度においても 0.01s 付近以降でサンプ
リング周期を短くしても真値との誤差は改善されな
かった．また 6 次精度の数値微分で導出した加速度・
角速度・角加速度と解析解を数値的に求めたものから導出した力・トルクを用いて推定された結果が表１に1.E+00
1.E-01
1.E-02
1.E-03
1.E-04
1.E-05
1.E-06
1.E-07
1.E-08
1.E-09
1.E-101.E-11
1.E-12
1.E-13
1.E-140.00001

X

Y

Z
0.0001

0.001

0.01

0.1

1

sampling period[s]Fig.3 angular velocity derived in the 6th order of numericaldifferentiation

なる．推定された値は質量及び質量と重心位置の積，

absolute error avrage[rad/s^2]

慣性モーメントテンソルの各成分になる．

1.E+00
1.E-01
1.E-02
1.E-03
1.E-04
1.E-05
1.E-06
1.E-07
1.E-08
1.E-09
1.E-101.E-11
1.E-120.00001

X

Y

Z
0.0001

0.001

0.01

0.1

1

sampling period[s]Fig.4 angular acceleration derived in the 6th order ofnumerical differentiation

Table 1 Identified inertial parameterFig.1 Schematic picture of the system attaching one
rigid bodyabsolute error average[m/s^2]

1.E+00
1.E-01

inertialparameter

true value

m[kg]

3

mCx[m·kg]0

1.E-03mCy[m·kg]0

1.E-04mCz[m·kg]-0.3

I11[m^2·kg]

0.011875

I12[m^2·kg]

0

I13[m^2·kg]

0

I22[m^2·kg]

0.011875

1.E-02

1.E-05X

1.E-06
1.E-07Y

1.E-08
1.E-09
1.E-101.E-110.00001Z
0.0001

0.001

0.01

0.1

1

sampling period[s]Fig.2 acceleration derived in the 6th order of numericaldifferentiation― 308 ―

I23[m^2·kg]

0

I33[m^2·kg]

0.03375

sampling period
0.1[s]

3.000099
0.000004
0.00001-0.3
0.011852-0.000004
00.01189-0.000001
0.033773

0.01[s]0.001[s]300-0.30.011875
000.011875
00.033750.0001[s]LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 309 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 310 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）中枢神経疾患患者に対するロボットスーツを用いた機能改善効果の検証
Effects of functional improvement using robot suit in CNS patients○ 松田雅弘（城西国際大学）田上未来（城西国際大学）
万治淳史（埼玉みさと総合リハビリテーション病院）新田收（首都大学東京大学院）
Tadamitsu MATSUDA, Josai International University
Miki TAGAMI, Josai International University
Atsushi MANJI, Saitama Misato Sogo Rehabikitation Hospital
Osamu NITTA, Tokyo Metropolitan University
Abstract: Although gait training using robot suit has been reported somewhat effective in patients with stroke or spinal
cord injuries, few reports included children with cerebral palsy (CP). Robot suit HAL, Hybrid Assistive Limb for Living
Support (single joint type and lower limb type) (“HAL-SJ” and “HAL-LM”), has been developed to improve physicalfunction of the patients. We studied the short and long term effects on gait speed and standing ability (increased
equilibration function) in children with CP and stroke patients using HAL-SJ/LM. [Methods] Subjects with CP (age, 9-16yrs), showed spastic diplegia at gross motor function classification system (GMFCS) levels I to III requiring ankle-footorthosis. HAL-SJ/LM training included knee flexion and extension exercises during sitting and standing for 20-30 minutes,
and gait and stepping, pedaling exercises for 20-30 minutes. Data from CWS (comfort walking speed) and MWS(maximum walking speed) trials of 10-meter walk test and postural balance was measured by Gravicorder GS-31P
stabilometer (Anima Co.) during two trials of 30-s under condition of static upright posture with eyes open, before andafter training, were compared.【Results】The mean pace in gait CWS and MWS were improved after training using HAL-SJ
and HAL-LM. Static balance decreased ENV/AREA, before and after training (p <0.05). All subjects showed noticeably
improved walking posture at all stages, especially in extension movement of knee, and these improvements continued for ashort period after removing their HAL-SJ/LM. Stroke patients improved gait and stairs movement.【Conclusion】Just one
trial of HAL-SJ/LM training soon improved gait in CP and stroke patients, suggesting HAL-SJ/LM modulates motor
control in children with CP. Not only movement of the knee but hip joint control of the proximal joint was enhanced.
Exercise therapy using HAL-SJ/LM was effective to improve standing posture and gait function.
Key Words:Robotics，HAL (Hybrid Assistive Limb)，Central Nervous system disorder
1. はじめに
1.1 はじめに
近年，医療・福祉領域においてリハビリテーション（以下，リハ）支援機器や介護福祉ロボットの普及が加速している．急速な超高齢化社会・少子化社会で，その働き手の一翼を担い，日常生活動作の援助やリハ支援を行うことを目的として作製されている．日本政府は，2010 年 6 月に新成長戦略において介護ロボットへの取り組みを開始し 1)，
経産省も「ロボット介護機器開発・導入促進事業（2013 年～2017 年度）」を打ち立て，ロボットは医療・福祉領域で必要不可欠なデバイスとなっている．
代表的なロボットは，今回使用した CYBERDYNE 社によって開発されたロボットスーツ HAL (Hybrid Assistive
Limb，以下 HAL)2)，Honda 歩行アシスト(本田技研社製)，
欧米で市販化されている Lokomat（Hokoma 社製，以下Lokomat），脊髄損傷者に使用される完全対麻痺者用歩行補助ロボット（アスカ株式会社製，以下 WPAL；Wearable
Power-Assist Locomotor）など多くのロボットが開発されリハにも応用されているが，リハ支援という枠組みを超え，治験を経て医学統計学的に治療効果が示されたロボットは
HAL のみとなっている．
記憶に新しい 2016 年 4 月に，厚労省からは神経筋難病
疾患に対する HAL 医療用下肢タイプの治療に係る技術料等の保険点数の解釈が公表され，ロボット治療として世界で初めて一般の公的医療保険の償還価格が決定された．これによりロボットを利用した医療がいっそう積極的に臨床現場で活用され始めた．これまでに神経筋難病以外にも，福祉用 HAL を使用した中枢神経疾患（脳卒中），欧州で医療機器として認証された医療用 HAL を使用した脊髄損傷患者等に対する運動療法が歩行機能改善に効果的とする報告は多い．
1.2 ロボットが及ぼす運動機能への影響
HAL の歩行への影響について，Watanabe ら 3 ）は回復期
脳卒中患者を対象に，福祉用 HAL 単脚モデルを用いた歩行 ト レ ー ニ ン グ を 4 週 間 実 施 し た 結 果 ， Functional
Ambulation Category において有意な改善がみられた．その他，重度脳卒中片麻痺患者に福祉用 HAL を用いた歩行練習を行った結果，16 名中 4 名で歩行速度とストライド長が増大した．脳卒中後の急性期においても週 2 回の福祉用
HAL を用いた運動療法において歩行速度の改善が認められた 4）．脊髄損傷患者においても，慢性不全脊髄損傷患者
で 5 回の装着で歩行能力の向上 5），同様に不全脊髄損傷患者で歩行能力とバランス能力の改善が認められた 6）など多くの報告が見られる．
私達は脳卒中患者の歩行機能障害に対して有効的な手段であるということは，同じ中枢神経疾患患者の脳性麻痺患者への適応もあるのではないかと考え，脳性麻痺患者への
HAL の運動療法の実践を継続している．脳性麻痺児者に対しては HAL のサイズの問題により，装着できない場合もある．今回は， 140 ㎝前後の身長で S サイズが装着可能な
痙直型脳性麻痺の両麻痺児者または発達期の中枢神経に障― 311 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）害のある児童に，HAL を使用した立位・歩行練習の運動療法が歩行または立位保持に及ぼす影響について検討した．
また，脳卒中例の HAL 使用も含めて中枢神経麻痺に対する機能障害を考えた上でのロボットスーツ HAL の運用について一考察を加えたい．
1.3 目的HAL を用いた運動療法の効果が多数報告されているが，中枢神経疾患に対する効果については歩行機能が中心である．そこで，中枢神経疾患患者に対する HAL の運動療法を行うにあたり，脳性麻痺患者／脳卒中患者に共通する要素を検討し，どのようなアプローチが可能か検討する．また，福祉用 HAL（以下，HAL-LM）と単関節 HAL（以下，
HAL-SJ） を用いた運動療法の効果を最大限に発揮する方法論の検討と，歩行機能以外の運動機能変化に着目した検討を行うことを目的とする．
2. 方法
2.1 脳性麻痺児（歩行可能）に対する HAL-LM の運動療法の効果検証対象を，痙直型脳性麻痺の両麻痺児者 5 名（平均年齢 12.4
歳；9-16 歳）とし，GMFCS レベルⅡが 4 名，Ⅲが 1 名とした．適応基準を HAL-LM の身長・下肢長のサイズが適合し，補装具を利用して歩行可能な者とした．
HAL-LM を用いた運動療法は，股関節，膝関節伸展方向にアシストをいれ，立ち上がり，立位重心移動練習を各 5分，さらに歩行器を使用し 50m の歩行を 2 回程度（図 1），
運動療法は計 30～40 分程度であった．HAL-LM 使用前後に，10 m 快適歩行速度（10 m Comfortable Walking Speed；
以下，10 mCWS）テストまたは 10m 最大歩行テスト（10mMaximum Walking Speed；10mMWS）を 2 回計測しながら，動画を撮影した．10 mCWS・10mMWS は，10 m の実測歩
行区間に加え，開始と終了に 3 m の助走区間を設けた歩行路を「快適な速さで歩くように」指示し，3 回測定し最も速い値から算出した．通常の理学療法場面において，杖や装具を使用している場合は，それらを使用し測定を行った．
さらに，撮影した動画を用いて，歩行動作の変化について
理学療法士が定性的に比較を行った．統計解析は，SPSS
statistics version 21.0 を利用し，歩行速度と歩幅の変化をWilcoxon rank sum test を用いて分析した．有意水準は 5％とした．
重心動揺検査が可能な者は HAL-LM 使用前後に重心動揺の検査を実施した．

対象は，ダウン症候群，モヤモヤ病脳梗塞後遺症 23 歳
男性 1 例である．HAL-LM を用い，立ち上がり, 立位，歩行練習を実施している．HAL-LM 練習前後に筋電図計測用
センサを用い，膝関節伸展運動と立ち上がり動作中の外側広筋，大腿二頭筋の筋電図信号を 1000Hz で計測し，全波整流後，15Hz の LOW パスフィルターを適用し算出したRMS 値を比較検討した．もう 1 症例は長期的に 12 歳 7 か
月の脳性麻痺（GMFCS5）男児の経過を月 1,2 回の頻度で計 16 回装着しての変化を検討した．初回装着時は，リフター使用し立ち座り，立位保持，歩行練習を実施した．股関節・膝関節伸展アシストを行うなかで，立位保持時間の延長を目的に運動療法を継続した．
2.3 HAL-SJ を用いた運動療法の検証
発達期中枢神経障害児者に対し，HAL-SJ（図 2）を使用した理学療法士 5 名（経験年数約 10～30 年）に使用目的および時間，その効果に関してアンケート調査を実施した．
対象となった発達期中枢神経障害児者は 13 名（平均年齢13.2 歳，痙性四肢麻痺 4 名，痙性両麻痺 7 名，痙性片麻痺2 名），GMFCSⅠ：2 名，Ⅱ：3 名，Ⅲ：4 名，Ⅳ：4 名であった．運動療法の効果に関しては 5 件法を用いて，目的にそった効果について検討した．
また，HAL-LM と HAL-SJ 両方を使用した運動療法では脳性麻痺児 3 名（GMFCS レベルⅠ～Ⅲ）を対象とした．
実施した運動療法の内容と，各 HAL を用いた運動療法前
後での 10m 歩行速度（10mCWS, 10mMWS）と，12 年目の理学療法士 1 名が歩行のビデオを観察し，歩行動作の変化について比較した．

図 2 Hybrid Assistive Limb for Living Support (single jointtype) ( “HAL-SJ”)

HAL-SJ を使用した立ち上がり練習

HAL-LM を用いた立ち上がり練習

HAL-LM を用いた
歩行練習

HAL-SJ を使用した
立位保持練習HAL-SJ を利用した自転車操作練習

図1

HAL-LM の運動療法

2.2

脳性麻痺児（歩行困難）に対する HAL-LM の運動療法の効果検証図 3 HAL-SJ を用いた運動療法*今回は研究のため通常の HAL-SJ の使用方法以外にも検討している．

― 312 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.4 脳卒中患者に対する効果検証
脳卒中により中等度～重度麻痺を有し，移動能力は車いすレベル，生活動作手すりなどの補助具や一部介助が必要なレベルの症例（6 例，33-86 歳）を対象に，通常の理学療法プログラムを行った（以下，通常リハ ex）期間と HAL-LMを使用した動作練習を行った（以下，HAL-LM ex）．
各介入期間の前後での麻痺側下肢荷重量，起立動作，歩行動作に与える効果について，検討を行った．
3. 結果【2.1】脳性麻痺児（歩行可能）に対する HAL-LM の運動療法の効果検証
HAL 使用前は，歩行速度 61.74m/min，歩幅 0.54ｍであり，使用後は 70.85 m/min，歩幅 0.61ｍと HAL 使用後に有意に歩行速度の上昇と歩幅の拡大がみられた．全ての対象者で，歩行中に立脚相の支持時間向上と，下肢の振り出しに改善がみられた．重心動揺の検査では有意差はなかったが，各項目でバランス機能が向上している傾向にあった．
表2

HAL-LM の即時効果

LNG(cm)LNG/EA(cm/cm2)
REC.AREA(cm2)
EA(cm2)RMS(cm)RMS.AREA(c ㎡)

表3

重心動揺

pre
52.6(9.84)
13.2(3.3)
11.3(3.7)
4.3(1.6)
1.0(0.2)
3.1(1.2)回），段差昇降練習（3 回），その他（自転車）であった．
HAL-SJ を用いた平均運動時間は 39.5±12.6 分（20-60 分）であった．膝関節の随意性の改善は平均 2.8±1.2 点，歩行の改善は平均 3.5±0.9 点，立位姿勢制御の改善は平均 3.7±1.0 点，立ち上がり動作は平均 3.8±0.8 点，段差昇降の改善は平均 4.0±0 点となった．
HAL-LM では，主にスクワット動作，重心移動練習，ス
テップ練習，歩行練習を実施し，HAL-SJ では単関節随意運動を実施した．さらに，麻痺した脚の分離運動の学習を促進するため，限定的に歩行運動にも使用した運動療法を取 り 入 れ た ． 10m 歩 行 の 快 適 歩 行 ／ 最 大 歩 行 速 度 の
HAL-LM 改善率は 115％／110％，HAL-SJ 改善率は 111％／115％となり．両 HAL を用いた運動療法後で改善がみられた．また，歩行動作は HAL-LM では姿勢を含めた変化が大きく，HAL-SJ では膝関節の動きに主な改善がみられた．
歩行速度は 10mCWS・10MSW の歩行速度で有意に増大
し，10mCWS の歩幅の有意に増大した（表 3）．また，重心動揺検査を実施した結果（表 4），EA（外周面積）で有意に低下していた（p<0.05）．

post
44.6(8.3)
18.3(9.1)
7.5(3.0))
2.9(1.4)
0.8(0.2)
2.1(0.9)

Pre
Post
表4

＊注：LNG（総軌跡長），LNG/EA（単位面積軌跡長），
REC.AREA（矩形面積），EA（外周面積），RMS（実効値），
RMS.AREA（実効値面積）【2.3】HAL-SJ を用いた運動療法の検証
HAL-SJ を用いた運動療法でも同様のことが考えられる．
HAL-SJ は膝関節に着用して，膝の関節運動を制御する．
私達の施設では，PT に 19 回のアンケートを実施したが，随意性の向上（14 回）と立位練習（14 回），歩行練習（610m MWS

歩行速度(m/min)

歩幅
(cm)

歩行速度
(m/min)歩幅(cm)

61.2(13.8)
68.9(10.9)

52.3(7.9)
55.1(8.0)

79.2(9.2)
87.4(15.4)

58.2(2.5)
60.4(4.5)

HAL-SJ の即時効果

LNG(cm)LNG/EA(cm/cm2)
REC.AREA(cm2)
EA(cm2)RMS(cm)RMS.AREA(c ㎡)【2.2】脳性麻痺児（歩行困難）に対する HAL-LM の運動療法の効果検証
HAL-LM 練習後の膝伸展運動時の左右外側広筋の RMS
値が減少し，立ち上がり動作中は両筋ともに RMS 値に変化はなかった．麻痺を呈する筋では，関節自動運動時に過剰な筋活動に伴い運動を困難にすることが多いが，
HAL-LM により筋活動が補助・拡張された結果，関節自動運動時の過剰な筋活動が減少したと考えられる．
下肢動作は拡張・補助され立ち座り，立位は可能であったが，易疲労認め練習回数を重ねるごとに体幹伸展位保持困難となり，動作時頸部伸展動作顕著に認めるようになった．歩行練習では，立脚期下肢伸展支持，遊脚期下肢振出し不十分で歩行努力により頸部顕著に伸展し右上肢屈曲共同運動パターンを認め，頸部コントロールおよび重心左右移動に重度介助を要した．そのため，立位保持練習を主たる目的とし，立ち座り 10 回 2,3 セット，立位保持 10 分 2
セットを中心に HAL-LM による練習を継続し，常時回数および保持時間を増大した．

HAL-SJ の即時効果 歩行速度
10m CWS

重心動揺検査pre57.3(10.8)
11.9(5.7)
16.7(10.4)
6.4(4.4)
1.0(0.3)
3.5(1.9)

post
62.0(8.9)
13.7(4.0)
13.3(4.4))
5.0(2.3)
1.0(0.2)
3.4(1.7)＊注：LNG（総軌跡長），LNG/EA（単位面積軌跡長），
REC.AREA（矩形面積），EA（外周面積），RMS（実効値），
RMS.AREA（実効値面積）【2.4】脳卒中患者に対する効果検証
回復期リハ病院入院中の脳卒中後片麻痺患者に対し、通常ＰＴにて行っている動作練習・バランス練習を HAL装着下にて実施し、通常リハを行った期間との治療効果の比較を行った．歩行速度については通常リハ ex 期間，
HAL-LM ex 期間共に歩行速度の改善が見られたが，両者の間で改善率に差は見られなかった．一方，起立動作の所要
時間，起立動作・立位麻痺側重心移動時の麻痺側下肢荷重量が有意に改善し，通常リハ期間前後での改善率に比し，有意に改善率が大きかった（図 3）．効果が大きかった例として，立位バランスについて，期間前には静的立位保持に手すり使用が必要であったものが，HAL-LM ex 期間に補助具を使用せずに立位バランス練習が可能になったもの（6
例中 2 例）が見られたことや，歩行中麻痺側下肢の振り出しにおける過度な非麻痺側傾倒が抑えられ，介助量が著減した例（6 例中 2 例）
（図 4），階段昇降練習について，期間前，二足一段での昇降動作しかできなかったものが，一足一段での昇降動作が可能になったもの（6 例中 2 例）が見― 313 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）られたことが挙げられる．特に，一足一段での昇降動作が可能になった例については，HAL 介入前は足関節の底屈痙性が強く，歩行には金属支柱付き SLB の装着が必要で，免荷パターンが著明であり，療法士の介助下でも一足一段での昇降動作は困難であった．このような症例はこれまでは装具無しでは安定した動作の遂行が困難であり，装具を使用する代償として，足関節の固定などにより制限される動作も多かった．

図3

HAL-LMex 前後での歩容の変化

図4

HAL-LMex 前後の階段昇降の変化

4. 本研究の考察とリハビリテーションへの活用
今回使用したロボットスーツ HAL は装着型ロボットであり，生体電位信号を検出し HAL-LM であれば股関節・膝関節の屈曲-伸展の動きに対してアシスト量を設定して動きを誘導する．HAL-SJ であれば，膝関節（および肘関節）の動きをアシストする．アシスト量はセラピストの観察に基づき，その目的とする動作の種類，動作の困難性をもとに設定する．
中枢神経麻痺の運動障害は運動麻痺であり，弛緩性または過剰な筋緊張により，円滑な運動が阻害されることや，体重を支持する機能に著しい低下をきたす．どちらの運動障害もロボットスーツ HAL の適応となるが，動作を観察したときにどちらの運動障害を主症状とするかで，アシスト量を調整していく．
脳性麻痺児の歩行可能例で HAL-LM または HAL-SJ 使用
によって歩行速度の変化，一部重心動揺の変化，左右非対称性の変化がみられた．歩行能力の改善に寄与したことが考えられる．他に多くの HAL の効果に関する研究成果としても，歩行の変容が挙げられるが，具体的な方策は述べられていない．伸展方向へのアシスト量の増大は，歩行時の膝折れまたは片脚の支持力低下が顕著な事例に効果的であり，屈曲は特に股関節は振り出しが困難な事例に対して効果的な方法論である．また，歩行動作以外の効果として，重心動揺について述べたが，外周面積などの動揺の大きさは低下していくが，細かな総軌跡長は伸びる傾向がある．
この現象は歩行機能が改善する効果として立位バランス能力が向上するためと考えられるが，姿勢制御能力は一時的に低下する。課題特異性に歩行機能の増大の練習を実施した場合，歩行機能の増大につながるが，その他の項目の改善度は個人差が大きいことがわかる．そのため，歩行困難
例であれば，歩行練習以上に立位練習・立ち上がり練習を主体として実施することで，その特異的な機能の増大につながる．
歩行困難な脳性麻痺児者に HAL-LM を用いた運動療法
前後の歩行の変化についても検討した．HAL-LM を利用した立ち上がり・立位保持・歩行練習を 30～40 分実施した即時効果として歩行速度，歩幅が増大した．これは，脳卒中や脊髄損傷患者などの中枢神経疾患を対象とした先行研究
報告 3～6）と類似しており，同様の結果になったものと考えられる．浅川ら 7）は， HAL を利用した初回運動療法時には，歩容の変化は期待できるが，歩行速度や歩行率などのパフォーマンスは一時的に低下すると報告している．本研
究の対象者のなかには，歩行速度は向上しなかったものの，歩幅が増大したものも含まれ，一時的に歩容が変化することで，歩行速度が減弱する可能性も考えられた．そのため，継続的に評価して使用する必要性が示唆されている．そのなかで，歩行速度・歩幅の計測以外にも左右の対称性や，歩容の分析が重要である．
練習方法でも工夫が必要だと考える．今回，HAL-LM を利用し立ち上がり練習から段階的に歩行練習を実施したことで，両股関節の伸展運動が促され，歩行立脚期に下肢の支持性が向上したと考えられる．さらに立位重心移動練習
を，HAL-LM のモニターを用い重心軌跡を対象者に認識させ行ったことで，歩行時，両下肢に適切な荷重の切り替えができ，HAL-LM のアシストを適切なタイミングで持続して得ることができたと考えられる．また，HAL-LM のアシ
ストが歩行時持続して振り出しを誘導することで，振り出し動作が学習された可能性がある．これにより，HAL-LM
使用後の歩行において，歩幅拡大と歩行速度上昇および歩容の改善につながったと考えられる．本研究の結果，
HAL-LM が脳性麻痺児者の歩行障害に関しても，有効的な歩行支援機器になることが示唆された．今後，脳性麻痺児者における HAL-LM の有効的な使用方法について，さらなる検討が必要である．
これは HAL-SJ を用いた運動療法でも同様のことが考えられる．HAL-SJ は膝関節に着用して，膝の関節運動を制― 314 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）御する．目的とする姿勢動作時には，HAL-SJ を利用することで立位・歩行時の機能改善，特に膝伸展筋の活動が向上して立位時の支持性の改善がみられた 8）．このような使用によって， HAL-LM と同様の歩行機能の改善がみられた．しかし，HAL-SJ は膝関節の運動を円滑にすることで，動作の改善が図られるが， HAL-LM は 2 つの関節の制御のみでなく，下肢全体にフレームを装着することから姿勢の変化もみられることが示唆された 9）．
HAL-LM に備わるいくつもの機能的・構造的特徴の中で，歩行に影響するものとしてまず挙げられるのが，下肢の運動アシスト機能である．これは，身体に生じる生体電位信号を基に，股関節や膝関節のモーターを駆動して関節運動を制御するものであり，身体機能を拡張・増幅させることが可能である．従来は，脳卒中患者の歩行に対してアプローチしようとする場合，理学療法士が用手的に関節運動を支援するのが一般的であった．これに対して，HAL-LM は装着者の運動意思に応じて適切なタイミングで運動を実現することが可能である．HAL を装着した状態で歩行練習を行うことにより，通常よりも麻痺側立脚期の安定や麻痺側
下肢の大きな振り出しが得られ，その反復が歩行速度の向上を導いたと考えられる．HAL 介入群では，専用モニター
による足圧中心位置の視覚的バイオフィードバック機能を用いた立位での左右重心移動練習が行われたが，その他に動的なバランス練習は行われなかった．
HAL や 歩 行 ア シ ス ト を 始 め と し た 装 着 型 ロ ボ ッ ト は
様々なセンシング技術やアルゴリズムを利用し，安定した適切な運動や動作を可能にするアシストを行うことができ，これまで困難であった新たな動作経験の提供や学習の促進を可能にし，リハの効果を増幅する可能性がある．その効果を最大限に発揮するためには，専門職の評価や介助，声掛けなどの要素も必要だと考えられる．
さらに，ロボットリハビリテーションの分野は日を追って進化を続けている． TOYOTA パーソナルアシストロボ
ット 14） など本邦でも新たな機種のリハビリテーションロ
ボットが発表され，臨床応用が進められている．また，ロボットリハビリテーションにおけるコントロール戦略 12）は多様であり，アシスト，抵抗，その他，と戦略に合わせてその使用者に合わせた選択肢は広がっている．しかし，その選択も未だ AI などによってロボットが選択するのではなく，人が評価してその程度を決定するため，活用するためには患者の運動機能を評価し，ロボットを理解したう
えでの活用が求められる．理学療法士はこれらの機器の特徴を十分に理解し，臨床応用を通じた評価を行い，患者の持つ潜在能力を最大限に引き出すためのツールとして，いかに活用できるかを検討していく必要がある．
参考文献(1) 厚生労働分野における新成長戦略について.平成22
年6月(2) 山海嘉之，他：サイバニクスを駆使したHAL（Hybrid
Assistive Limbs）最前線．分子脳血管病11：261-270，
2012(3) Watanabe H, et al：Locomotion improvement using a
hybrid assistive limb in recovery phase stroke patients:a randomized controlled pilot study. Arch Phys Med
Rehabil95 : 2006-2012, 2014(4) 武田祐貴，他：脳卒中急性期の理学療法におけるロ
ボットスーツHAL導入の効果．理学療法科学30：
577-582，2015― 315 ―

(5)

長谷川真人，他：ロボットスーツHAL福祉用を用いた歩行練習の効果：慢性不全脊髄損傷者に対する症例研究．理学療法科学29：151-156，2014(6) 吉川憲一，他：ロボットスーツHALを用いた脊髄損
傷不全麻痺者に対する継続的歩行練習の効果-シングルケースデザインを用いて-．理学療法科学29：
165-171，2014(7) 浅川育世，他：歩行能力障害者に対するロボットス
ーツHAL®の初回装着時効果-実証試験記録からの検討-．理学療法科28：221-225, 2013(8) 松田雅弘，田上未来，福原一郎・他：発達期中枢神
経障害児者に対する単関節HALを用いた運動療法に関するアンケート調査．第52回日本理学療法学術大会，議事録，2017(9) T Matsuda, M Tagami, I Fukuhara，et al. : Effects ofgait and balance training using a Robot Suit of Hybrid
Assistive Limbs(HAL-SJ) on spastic diplegia in
Cerebral Palsy. WCPT,2017(10) CYBERDYNE：ROBOT SUIT HAL® 医療用.
http://www.cyberdyne.jp/products/LowerLimb_medical_jp.html(11) TOYOTA: パーソナルアシストロボット.
http://www.toyota.co.jp/jpn/tech/partner_robot/family_2.html

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）音楽経験が和音の脳内処理に及ぼす影響の脳磁界解析
星汰†
三田 隆広††
青山 敦†††
川澄 正史†
小山 裕徳†† 東京電機大学大学院 未来科学研究科 情報メディア学専攻†† 東京電機大学大学院 先端科学技術研究科 情報通信メディア工学専攻†††慶應義塾大学 環境情報学部

益田

はじめに

an Square)強度の経時的変化を求めた．これを異なる音楽を聴く・演奏することで，ヒトは様々な心理実験協力者間で比較するため，刺激呈示前 100 サン

的効果を得ている．この心理効果を要素毎に可視

プル分のデータを用い，刺激呈示後の各サンプルに化・定量化するためには，音楽に対する脳情報処理

対する Z スコアを算出した．

1[1]を理解することが必要である．我々の先行研究 で2.2

結果および考察は，音楽の基本要素である和音，旋律，リズムのう図 1 に音楽経験に依存した聴覚野近傍の 200~300

ち，構成音の周波数構造のみによって様々な印象を

ms における脳活動の高頻度和音に対する低頻度和

与える和音に対する脳磁界を計測した．更にこのデ音の増加率を Z スコア比率で示す．絶対音感保持者ータから，聴覚野近傍の脳活動の経時的変化についでは，弁別・非弁別条件共に和音の種類によらず，て音楽経験に依存した違いを明らかにした．しかし高頻度の和音に比べて低頻度の和音に対する聴覚野

ながら，脳活動の分布の詳細は分かっていない．そ近傍の脳活動が和音呈示後 200~300ms で増大した．

こで本研究では，我々の先行研究を基に，大脳皮質

幼少期音楽経験者では，弁別条件において，高頻度活動の電流分布による活動源解析を行った．

の短三和音に比べて低頻度の長三和音に対する聴覚野近傍の脳活動が和音呈示後 200~300ms で増大した．

2

一方で，長三和音を高頻度刺激とした場合では差は

先行研究

2.1

現れなかった．また非音楽経験者では，弁別・非弁

実験概要
[1]

先行研究 では，明るい印象を与える長三和音，

別条件共に和音呈示後 200~300ms では差は現れなっ

暗い印象を与える短三和音に着目し，音楽経験に依た．このことから，絶対音感保持者は他群と比較し存して，明暗の印象の違いだけでなく，聴覚野におて長三和音と短三和音を早期の脳情報処理の段階かける早期の活動にも差が現れると仮説を立てて脳磁ら自動的に弁別できると考えられる．また，絶対音

界計測を行った．

感保持者と幼少期音楽経験者に関しては，全ての条

聴覚刺激として，MIDI によるピアノ音で長三和音件における刺激呈示後 300ms 以降で，低頻度刺激に12 種類，短三和音 12 種類の計 24 種類を作成した．

対する活動強度が増大していた．この成分は認知活

長三和音と短三和音は C~B の 12 音のうち 3 種類で動を反映する P300m[2]と考えられ，明暗の違いの認構成され，各構成音ともに出現頻度を 25%になるよ

知的な検出を反映していると考えられる．

う等しく設定した．これにより，C~B の音の持つ周波数成分の違いによる物理特性の差が脳活動に反映されないようにし，組合せとしての和音の違いのみを抽出するようにした．
実験協力者は 24 名とし，音楽経験の観点から 3 群（絶対音感保持者 8 名，幼少期音楽経験者 8 名，非音楽経験者 8 名）に分けた．これら 3 群に対して高頻度長三和音と低頻度短三和音（または高頻度短三和音と低頻度長三和音）を出現比 8:1 の割合でラン
図 1．低頻度和音に対する脳活動の増加率[1]

ダムに両耳に呈示した．このとき前述のように構成音の出現頻度が等しくなるよう設定した．同じ刺激系列に対して，和音を積極的に弁別する弁別条件と3

簡単な暗算を行う非弁別条件で実験を実施した．

3.1

計測後，聴覚野近傍の左右側頭部の RMS(Root Me― 316 ―

活動源解析
解析手法

本研究では，先行研究で行った経時的変化の解析

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）に加えて，大脳皮質活動の電流分布による活動源解らかになった．

析を行った．活動源解析には，MNE (Minimum Nor

今後は先行研究で明らかになった時間的な特性とm Estimation) software を使用し，dSPM(dynamic Sta

本研究で明らかにした空間的な特性を総合して解析

tistical Parametric Mapping)法による電流分布の推定を行い，音楽経験に依存した脳情報処理の詳細を更[3]を行った ．dSPM 法では，各実験協力者の MRI(Maに明らかにしていきたい．

gnetic Resonance Imaging)を基に大脳皮質構造の各頂点における電流双極子を計算する．求めた電流分
布を大脳皮質構造と重ね合わせて脳の活動源の解析
を行った．
3.2

解析結果

各実験協力者群の弁別条件における高頻度短三和音に対する脳活動分布を図 2 に例示する．絶対音感
(1)

(a)左側
(b)右側
絶対音感保持者の左右側頭部の脳活動

(2)

(a)左側
(b)右側
幼少期音楽経験者の左右側頭部の脳活動保持者では，弁別・非弁別条件共に左右側頭部の聴覚野を中心に刺激呈示後 200ms 以降で活動が見られた．また，非弁別条件においては右側より左側で強い活動が見られた．非音楽経験者では，弁別・非弁別条件共に刺激呈示後 200ms 以降で右側頭部の聴覚野付近に活動が見られた．しかしながら，左側頭部
では絶対音感保持者のような活動は確認できなかった．幼少期音楽経験者では，弁別条件の高頻度短三和音に対しては，絶対音感保持者と同様に両側頭部で活動が見られた．一方，弁別条件の高頻度長三和音に対しては非音楽経験者と同様に右側頭部のみで活動が見られた．非弁別条件においても，非音楽経
験者と同様に右側頭部で活動が見られた．
以上の結果より，音楽経験に依存して聴覚野を含む側頭部の脳活動の側性が異なることが分かった．
絶対音感の非保持者の中でも，音楽経験の長さによって，積極的に和音を聴取する条件では，絶対音感保持者と類似の脳活動を発現することが示唆された．
4

おわりに
長三和音と短三和音に頻度差を設けて得られた先

(3)

(a)左側
(b)右側
非音楽経験者の左右側頭部の脳活動

図 2．高頻度短三和音に対する脳活動分布
白丸内の白色部分は活動度を示している

行研究の脳磁界データを対象として，dSPM 法を用

参考文献

いて活動源解析を行った． その結果，脳活動を[1] 林伴明，三尾恭史，青山敦，川澄正史，“長三和(1) 絶対音感保持者

音に対する聴覚誘発脳磁界活動に関する研究”，
生活生命支援医療福祉工学系学会連合大会 201

両側頭部において観測

0 講演論文集，pp. 113，2010．

(2) 非音楽経験者[2] Polich J, “Updating P300: an integrative theory

右側頭部のみにおいて観測(3) 幼少期音楽経験者

of P3a and P3b”, Clin Neurophysiol, Vol. 118,
No. 10, pp. 2128–2148, 2007.

弁別条件の高頻度短三和音に対して両側頭部，
弁別条件の高頻度長三和音と非弁別条件におい[3] Gramfort A, Luessi M, Larson E, Engemann D,
Strohmeier D, Brodbeck C, Parkkonen L, Hämälて右側頭部で観測となった．このことから，音楽経験と和音に対するäinen M, “MNE software for processing MEG a

聴取の積極性に依存して和音に対する聴覚野周辺領

nd EEG data”, NeuroImage, Vol. 86, pp. 446–4域の早期の誘発活動に対する側性が異なることが明60, 2014.

― 317 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）育児中の女性の住まいの環境と生活行動におけるストレスに関する研究
簡易脳波計を用いた生活行動の生理計測
STUDY ON THE STRESS OF THE LIVING ENVIRONMENT AND LIFE BEHAVIOR OF WOMENDURING CHILD REARING
Physiological measurement of living behavior using electroencephalograph(EGG)

荒井 直子*，加藤 龍一**，長澤 夏子***

Naoko ARAI ，Ryuichi KATO and Natsuko NAGASAWA
In this paper,we analyze the electroencephalogram(EGG) to extract the woman's stress in the daily living.
In recent years, it has become a problem for women to feel stressed for household chores and parenting at home.
Therefore, in this study, we use a simple electroencephalograph and measure the electroencephalogram (EEG) during housekeeping andchildcare, in ordinary living space. We measured the behavior records and brain waves data of five people in actual residence.
It shows that stress measurement inside the house is possible by brain wave measurement, considering the effects such as having aplace of own and having a comfortable space.

Keywords : Stress, Relaxing place, Housing environment, Child care, Relax, electroencephalograph(EGG)
ストレス，くつろげる場所，住宅環境，育児，，リラックス，簡易脳波計
１．はじめにれており、悩みやストレスがある者を性別にみると、男 43.5％、女ストレス社会と言われる現在、多大なストレスによって引き起こ

52.2％で女性が高くなっており、 年齢階級別にみると、男女ともにされた健康被害を訴える人も多い。しかし、日々身近な生活環境の子育て世代と思われる「40～49 歳」が最も高くなっている。住宅は中に少しでもくつろぎを感じ、リラックスすることで、抱えるスト

人が人生の中で大半の時間を過ごす空間であり、住環境が健康面にレスが緩和されていくのではないかと考える。より健康な社会の実与える影響も大きい。水石ら文１）の研究では 85%の人が健康増進の現のために、住まいといった身近な環境からくつろげる空間についために住宅が果たす役割は「とても重要である。」または「まあ重要て考えていきたい。

である。」と認識していることが示され、多くの人が健康維持増進住WHO(世界保健機構)では健康の定義として、「健康とは、病気でな宅を求めていることがわかる。

いとか、弱っていないということではなく、肉体的にも、精神的に

また、長澤ら文２）の大規模研究では、「慢性疼痛」は特に「ストレも、そして社会的にも、すべてが満たされた状態にあること」と述ス・疲労感」と大きく関連しており、「住環境満足度」が高まること

べていることからも、健康を考えるときには、肉体的な面だけではで直接「ストレス・疲労感」を減らし、そして「ストレス・疲労感」

なく精神的な面や社会的な面にも着目する必要があることがわかる。

を介した「慢性疼痛」を間接的に減少させる可能性が示された。さ特に現代社会はストレス社会とも言われており、日常的なストレス

らに、長澤らは 2013 年に追跡調査を行い経年の影響とその影響度を通して、精神的な面でも健康を害している。ストレスの蓄積は身を定量的に把握し、因果関係について交差遅れ効果モデルと同時効

体的な症状を引き起こし、様々な病気につながることがわかってい果モデルを作成し、因果関係の方向を明らかにする検討を行なった。

る。健康な生活を送るためには、定期的なストレスの解消が必要不

その結果、「ストレス・疲労感」から「慢性腰痛」の方向への因果関

可欠である。

係、「住まいの満足」から「ストレス・疲労感」の方向への因果関係

平成 25 年に行った厚生労働省の調査参考１）では日常生活における慢性疼痛の原因としてストレスなどの心理・社会的要因が多いとさ*お茶の水女子大学大学院

生活工学共同専攻・修士課程**JA 共済総合研究所

理事・医博***お茶の水女子大学

准教授・博士（工学）があることが確かめられた。文３）
この 2013 年に行った大規模データ注１）について、追加分析を行っ

Graduate Student, Cooperative Major in Human Centered Eng.,
Ochanomizu University
Director,
JA Kyosai Research Institute, Dr. Med.

Associate Professor., Human-Environmental Science, Faculty of Core
Research Natural Science Division, Ochanomizu University, Dr. Eng.

― 318 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）たところ、住まいの中に自分がくつろぐ場所がある、と答えた人は

３．実験概要家事ストレス、2 日以上つづく疲労感が少なく、住環境満足度が高実験期間：2017 年 2 月～3 月

いという関係が見られた。家の中にいる時間が長い主婦にとってス

被験者：都市部に住む、主に家事子育てを担当する女性 5 名

トレスを上手く解消しながら、健康な生活を送ることは非常に重要

実験場所：被験者の自宅（すべて集合住宅）である。特に家事や育児を主に担当している女性は家庭内にくつろ住まいでもストレスが高いと言われている、育児中かつ主に家事を担当している女性を被験者とし、自宅で普段行なっている家事行

げる場所や時間が取りにくいと言われている。
また、実験室以外の、実際の住まいで日常の生活行動中の脳波を動やリラックス行動中に簡易脳波計を装着し脳波の計測を行った。

計測することは困難であったが、近年可搬型の計測器が増えてデー

普段その行動を行っている部屋・場所で普段通り行動してもらい、タが取得できるようになってきた。

１回の計測でおよそ１時間の計測を行った。一人の被験者は、数日

本研究では実際に家事や育児を主として担当し日常的にストレスの間に、リラックス時間、家事の忙しい時間のケースを含む、３〜を感じていると思われる主婦を被験者とし、実際の住まいの中で、５回の計測をおこなった。また、計測直前に室内環境（温度、湿度、

普段通りの生活リズムの中で日常の生活行動中の脳波を簡易脳波計

照度、騒音）とストレスマーカーとされる唾液アミラーゼを測定しを用いて計測し、日常の生活行動のストレスが脳波に与える影響をた。また、脳波計測中の行動内容について開始と終了の時刻ととも調べる。脳波研究が進み、簡易脳波計の脳波データについて、特定に調査用紙に記入してもらった。また計測中または直後に、その行の感情と結びつく脳波パターンが計測できるようになったことから、動中のストレス・リラックス感について 10 段階の VAS スケールで「ストレス」という感性に着目して計測を行った。これと、アンケ

回答してもらった（Fig2）。最後に脳波計測終了直後に唾液アミラーート結果から心理面・生理面両方向から関連について考察し、くつゼの計測を行った。
また実験に先立って、自宅でくつろぐ時間や場所、ストレスを感ろげる場所がストレス軽減に関連していることを考察する。

じる行動、家事の好み、家族や自宅の満足感等についてのアンケートも行った。

２．計測機器実験には、脳波計測システム（感性アナライザー・株式会社電通
サイエンスジャム社製）を用いた（図 1）。本システムは頭部に巻いたヘッドセットで測定した脳波をタブレットに送信し読み込み解析
し、1 秒ごとに５つの感性について記録するもので、満倉らにより

Fig2. 心理評価に用いたリラックス-ストレスの VAS開発された文４）５）６）。従来の脳波計は装着時に頭部全体に複数の電(Visual Analog Scale)

極を装着したり、有線で装置が繋がるなど、測定の際に行動が制限され、被験者への負担が大きく、日常生活中の脳波計測が困難であ

４．分析方法った。これは脳波計測個所を感情などが得やすいとされる前頭葉

本システムでは、1 秒ごとに 5 つの感性について脳波のデータがFP1 のみに限定したヘッドバンドと、耳たぶへの電極装着のみで、得られる。本研究では満倉らによって開発されたストレスの見える

被験者への負担も少なく、電極装置とタブレットは Bluetooth によ化システムの定義参考２）を参考に、「ストレス」感性に着目して分析る無線で接続するため、日常的な動作中の計測も、ある程度可能でした。今回の実験では、普段の生活を行ってもらうことが目的であある。従来、脳波計測ではα波、β波といった周波数ごとに解析さることから、ビデオ撮影や実験者の介入をせずに、本人の申告のみれリラックスの状態が解釈される例が多かったが、本システムは 5による行動との対応を見たため、1 秒ごとでみられる瞬間的な脳波

つの感性（interest，like，stress，concentration，calmness）にの反応の理由（行動など）はわからない。そこで、得られたデータ

対応する脳波の傾向（周波数のパターンなど）に基づいて数値化がの連続した５分ごとの平均値を求め、申告された行動および行動場

なされている簡易型評価キットである。

所とひも付けた。また、動作の影響などでノイズが入るとデータがとれないため、5 分間（300 データ）のうち 60 データ以上計測できたものを有効とした。当該の 5 分間中の行動で大半を占める行動を
その 5 分間の行動として、時系列にグラフ化した。（Fig3）

Fig1.

使用した簡易脳波と５つの感性指標値
Fig3. 5 分ごと平均値の推移― 319 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）また、ストレスの「高い」「低い」ときが認められるが、個人差やこの結果から、心理評価７－１０「ストレスと思う行動」の際の計測ごとのレベルを考慮し、１回の計測ごとに次のような方法でス

脳波のストレス「高」値の個数は 11 回で 14.3％となり「低」値はトレス値が「高」「中間」「低」を定めた。５分毎の平均値（Fig3）

17 回、22.1％となった。また、心理評価０－３「リラックスと思うを、「５分ストレス値」とし、一回の計測時間全体の「５分ストレス行動」の際の行動時にはストレス「高」値の個数は 6 回で 5.7％と値」の最高値と最低値の中間の値を「中間」値とした。さらに最高

なり「低」値の個数は 67 回、63.8％となった。このことから心理的値と最低値の差の 1／４を先に求めた計測時間全体の「中間」値ににストレスだと感じている行動においては脳波の感性のストレス値増減した。

の高い値が出る回数が多く、リラックスしていると思う行動の場合「中間」値に差の 1／４を足したものを上限とし「中間」値に差の 1／４を引いたものを下限として中間の帯「中間帯」を想定した。

は、脳波の感性のストレスが高い値が出る回数が少なく、逆に低い値が出る回数が多く、心理評価と脳波の関連が示唆される。

「中間帯」より高い「５分ストレス値」を「高」、「中間帯」より低い「５分ストレス値」を「低」と定義し、「中間帯」に入っているも

５．２

行動の頭 5 分とそれ以降行動の切り替わる際に大きな変化がみられることから行動の最初のを「平均」と定義した。（Fig.4）の 5 分間には心理的な負荷がかかっているか、Table.2 に最初の頭5 分とそれ以降に分けてストレス脳波の出現頻度を示す。
Table2. 行動の頭５分とそれ以降の５分ストレス値の個数
各行動の、頭５分か、そ 5分毎のれ以降か延べ数
頭5分（ｎ）％
5分以降（ｎ）

5分ストレス値の個数と割合(%)

高

低

12

56

29

238

12.4
21

57.7
102

29.9
115

8.8

42.9

48.3

％

Fig.4

平均

97

この結果から、行動の頭 5 分では脳波のストレス「高」値の個数

５分ストレス値の「高」「平均」「低い」の定義

は 12 回で 12.4％となり、逆に行動の 5 分以降の行動時にはストレ
全被験者の５分間行動それぞれについて、
「高」
「平均」
「低」の出

ス「高」値の出現は 21 回、8.8％となっていることから、連続した

現回数を記録した。なお、計測開始時の５分間は脳波計装着直後の行動の頭に脳波において「ストレス」を強く感じて、その後「ストため脳波の変動も大きいことから、そのデータは除外して全被験者レス」値が下がることが示唆される。例えば、夕食を作る際などのの行動毎の分析を行った。

最初は、段取り等考えるなどストレス値は高いが、その後料理を作り続けている時には、徐々にストレス脳波は低くなった。

５．実験結果と考察
本実験では５名の被験者がそれぞれ 3 回～5 回の計測を行い、延べ３６０回の計測データが得られた。全被験者の生活行動から計測開始時の 5 分を除いた計３３５の「５分ストレス値」を得た。

５．３

生活行動中の家事・育児行動とそれ以外の行動から考察

Table3.に一般的にストレス行動だと思われている、家事や育児についての傾向を調べるため、データを家事・育児と、それ以外の行
動（自宅で行う仕事、自分のための行動）に分類し、それぞれの出

５．１

心理評価（VAS スケール）との対応

現頻度を示す。

行動毎に VAS スケールで得た心理評価について７～１０を「ストレスと思う行動」、４～６を「ニュートラル」、０～３を「リラックスと思う行動」とした。（Table1）

家事・育児か、それ以外 5分毎の
の行動か
延べ数

Table1. 心理評価と５分ストレス値の関係（個数と割合）
心理評価
心理評価7-10（ストレスと
思う行動）

5分毎の
延べ数
77

％
心理評価4-6（ニュートラ
ル）

153

％
心理評価0-3（リラックスと
思う行動）

％

105

Table3. 家事・育児とその他の行動の５分ストレス値の個数

家事・育児

5分ストレス値の個数と割合(%)

高

平均

低

11

49

17

14.3

63.6

22.1

16

77

60

10.5

50.3

39.2

6

32

67

5.7

30.5

63.8

％
それ以外の生活行動％

5分ストレス値の個数と割合(%)

高

平均

低

164

20

94

50

171

12.2
13

57.3
64

30.5
94

7.6

37.4

55.0

この結果から、家事・育児で脳波のストレス「高」値の出現回数
は 20 個 12.2％となり、それ以外の行動時のストレス「高」値の出
現は 13 回、7.6％となっていることから、家事・育児は普段の生活行動よりも「ストレス」を感じているがことが示唆された。
５．４

家事・育児の好き嫌いとストレス

被験者に家事について「好きな家事」「嫌いな家事」を聞いた。

― 320 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table4 に、５分ごとの行動で、家事・育児の 164 データについて、

生活行動」については「くつろぐ場所」「くつろぐ場所以外」での脳「好きな家事」「嫌いな家事」「それ以外の家事」「育児」に分けて集波のストレス「高」値の出現はそれぞれ、6 回で 16.2%、22 回で計した結果を示す。

11.9%と、どちらも比較的多い結果であった。

Table4.

好きな家事、嫌いな家事の違い
5分毎の
延べ数

家事・育児
好きな家事

高

平均

66
％

嫌いな家事

34

26

用いて、長時間にわたる日常の生活行動時の脳波計測を行った。そ

9.1

51.5

39.4

の結果、５分ごとの脳波のストレス指標の変動は生活行動とよく一

4
11.8

20
58.8

10
29.4

致しており、関連が示唆された。脳波のストレス指標に関連する要

27

4

16

7

14.8

59.3

25.9

活行動か、家事に対しての好き嫌いなどが示唆された。住まいは子％育児

短期的なストレス時の脳機能パターンによるストレス感性指標を

低

6

34
％

それ以外の家事

６．まとめ

5分ストレス値の個数と割合(%)

6

24

7

育て中の女性にとって、多くの時間、ストレスが高いものであるが、

16.2

64.9

18.9

本人が自覚的に「くつろぐ場所」であると答えた場所で「リラック37％

因として、本人の心理評価、行動の頭５分、家事・育児かその他生

好きな家事をしている行動時には脳波のストレス「高」値の出現

ス行動」や「自分のための行動」を行っている時には、ストレスがは 6 回で 9.1％と低く、嫌いな家事やそれ以外の家事はストレス「高」高くないことが示唆され、住まいのなかでのストレス軽減の知見に値の出現はそれぞれ 4 回で 11.8％、4 回で 14.8％となり、育児は 6

つながると期待される。

回、16.2％と高くなった。このことから好きな家事はより「ストレ今後は、個人差のある生理指標について連続計測における評価方法ス」を感じておらず、育児はより「ストレス」を感じているがことについての検討を進め、ストレス以外の感性と合わせた詳しい分析が示唆された。

のほか、家族構成や住まいタイプの違い、被験者の属性の比較から特徴を明らかにしたい。

５．５「自分がくつろぐ場所」および「自分がリラックスすると
注自覚している行動」
被験者に家であなたがくつろぐ場があるか、それはどこか、と尋ね、その答えを「くつろぐ場所」とした。また家で行うリラックス

1) 2011 年の継続調査として 2013 年に行った 3,764 名（2011 年までに腰痛または肩こりを経験した被験者 3,053 名と、2011 年までに腰痛または肩こりを経験していない 711 名）について、回答に不備があったものを除いた上、家行動を尋ね、被験者の答えに照らして、その人の「リラックス行動」

事を主に担当していない、家族や自分が介護認定を受けている、仕事を週にを抽出したのち、「自分のための行動」「その他の生活行動」に分け

40 時間以上している、腰痛、肩こりで手術経験や予定がある、と回答した人た。
「その他の生活行動」には、家事・育児などが含まれる。Table5を除いた。このうち、この２年間に家の変化がなかったと回答した 1,999 人に、５分ごとの行動の 335 データについて、「好きな家事」「嫌いなについて分析を行った。（3,053 名中 1,473 人と 711 名中 526 人）

家事」「それ以外の家事」「育児」と、行動した場所による集計結果を示す。
Table5.

参考1) 厚生労働省による平成 25 年

「自分がくつろぐ場所」および「自分がリラックスする
自覚している行動」

くつろぐ場所・行動

5分毎の
延べ数

くつろぐ場所で「リラックス行
動」

51

％
くつろぐ場所で「自分のための
行動」

43

％
くつろぐ場所で「その他の生活
行動」

37

％
くつろぐ場所以外で「自分のた
めの行動」

19

％
くつろぐ場所以外で「その他の
生活行動」

％

185

国民生活基礎調査

Ⅲ世帯員の健康状況

http://www.mhlw.go.jp/toukei/saikin/hw/k-tyosa/k-tyosa13/dl/04.pdf2）脳はウソをつかない―脳波で判るあなたの真実― 満倉靖恵
日本耳鼻咽喉科学会会報 Vol. 118 (2015) No. 4

5分ストレス値の個数と割合(%)

高平均

公開日: 2015 年 06 月 05 日

低

0

11

40

0.0

21.6

78.4

2

14

27

4.7

32.6

62.8

6

25

6

16.2

67.6

16.2

461-465

参考文献
1) 水石仁、田辺新一、秋元孝之、高口洋人、堤仁美、坊垣和明、村上周三：
居住環境における健康維持増進に関する研究(その２),日本建築学会大会学術講演梗概集,D-I,pp.993-994,20092) 長澤夏子、堤仁美、松岡由紀子、加藤龍一、秋元孝之、田辺新一：居住環
境と家事が慢性疼痛に及ぼす影響の調査と構造分析,日本建築学会系論文集,
第 78 巻 第 683 号, pp55-61, 2013.1

3

10

6

15.8

52.6

31.6

22

98

65

果構造, 日本建築学会論文集, 第 80 巻 第 709 号, pp.279-287, 2015.3

11.9

53.0

35.1

4）EEG Signal Processing for Real Applications：Yasue Mitsukura,3) 長澤夏子、山口莉加、加藤龍一、田辺新一：居住環境における健康維持増進に関する縦断調査：住まいの満足とストレス・腰痛の構造モデルによる因Journal of Signal Processing, Vol. 20, No. 1, pp1-7, 201601「くつろぐ場所」で「リラックス行動」を行っている時には、脳波のストレス「高」値の出現は 0 回、0％とストレス「高」値が見られなかった。また「自分のための行動」をするのが「くつろぐ場所」
では脳波のストレス「高」値の出現は 2 回 4.7%と少ないが、「くつろぐ場所以外」では 3 回で 15.8%と比較的多い。

5）脳波を用いたルーヴル美術展鑑賞における興味度の抽出:満倉靖恵ほか,
電気学会研究会資料. IIC, 産業計測制御研究会 2010(71), 27-30, 201003-08
6)満倉靖恵、2016、脳波解析による感性アナライジング、電気学会誌、Vol.
136 (2016) No. 10 P 687-690

また「その他の― 321 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）BMI への応用を目指した飲み物画像呈示時における脳波成分の検討
An Examination of Brain Wave Component at Drink Image Presentation Aiming for BMI Application○ 山田雅之（東京電機大学大学院理工学研究科）

塚原彰彦（東京電機大学理工学部）

内川義則（東京電機大学大学院理工学研究科）
Masayuki YAMADA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Akihiko TSUKAHARA, School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Yoshinori UCHIKAWA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Abstract: This paper aims to develop BMI technology that makes it possible to communicate in real time with otherpeople using brain waves of serious brain disabled people for language function. In the experiment, after presenting the
fixation point image for 1 second to the subject, the drink image is presented for 2.5 seco nd, and in the intention display of"I want to drink", the ten key is pressed within 1.5 second. After that, we presented a fixed point image for 1 second andmeasured the electroencephalogram (EEG) in this experiment process for a total of 8 second in which a speech image of 2
second was performed. EEG measurement was performed in the shield room based on the international 10-20 electrodesystem.
Key Words: Brain Machine Interface (BMI), Electroencephalogram (EEG), Speech Image
1. はじめに
近年，侵襲的・非侵襲的計測方法によって，ヒトの高次脳活動を計測し，末梢神経系や感覚器・運動器などを介さずに脳とコンピュータ間で直接情報を伝達するブレイン・
マシン・インタフェース（Brain Machine Interface; BMI）の研究が行われている．これによって，これまで治療が困難と思われてきた筋萎縮性側索硬化症（Amyotrophic Lateral
Sclerosis; ALS），脊髄損傷，外傷性脳損傷のような手足の運動や言語機能に重篤な脳障害を持つ患者に対して，他者とリアルタイムに意思疎通を行うことを可能とする (1)．
しかし，この BMI を普及させるためにはさらなる性能の向上が必要となる．これに対して，様々なアプローチがあり，その一つに精神課題が挙げられる．代表的なものに，運動想起があるが被験者に訓練が必要である．一方，スピーチイメージは直感的かつ特別な訓練を必要としないという点がある (2)ところから，本研究ではスピーチイメージを含む本実験プロセスにおける脳波の計測を行い，検討することを目的とした．

づき，基準電極は両側耳朶とし，シールドルーム内で行った．得られた脳波は EEG ボックス，多チャンネル増幅器（増幅度 20000 倍），アナログバンドパスフィルタ（0.08-100Hz）
を介し，サンプリング周波数 1kHz の A/D 変換器で A/D 変換を行い，記録用 PC に保存した．
被験者は，21-24 歳の成人男性 7 名であり，脳波計測前に被験者全員にインフォームド・コンセントを得た．また，本実験は，東京電機大学生命倫理委員会の承認を得ている．

2. 実験方法
Fig.1 に脳波計測の刺激タイムチャートを示す．実験は初めに，視点を固定するための固視点画像が 1 秒間呈示される．次に，100 枚の中からランダムに 1 枚，刺激画像として飲み物の画像が 2.5 秒間呈示される．その後，1.5 秒間内に呈示された飲み物画像が「飲みたい」か「飲みたくない」
かをテンキー操作により回答する．「飲みたい」意思表示ではテンキーの 1 を人差し指で押し，「飲みたくない」意思表示はテンキーを押さない．この回答は次の固視点画像 1
秒間の呈示前までに行う．最後に，「飲みたい」意思表示を行った場合のみ 2 秒間のスピーチイメージを行い，「飲みたくない」場合は安静にする．したがって，合計 8 秒間を1 試行としている．本実験では，口を動かす，発音する行為はしないように被験者に協力を求めている．
Fig.2 に脳波計測システムを示す．被験者は脳波キャップを装着し，60cm の距離でディスプレイの前で椅子に座り，利き手でテンキー操作を行った．
脳波計測にあたり，Fig.3 より国際 10-20 法電極配置に基― 322 ―

Fig. 1

Fig. 2

Experiment protocol

Electroencephalogram measurement system

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）0ms から約 500ms 後のベータ波帯域（14-30Hz）で振幅の減衰により ERD が出現した．それに対して，スピーチイメージを行わなかった場合では，同じベータ波帯域において
ERS が出現した．また，左前頭部の電極 F3 に隣接する電極
F7 においても同様の結果を得られた．この傾向は被験者 Bにもみられた．

Fig. 3

International 10-20 system(3)3. 解析方法
Fig.4 に本実験においての解析手順を示す．脳波データの解析はオフラインで行った．なお，脳波解析は EEGLAB を用いて行った．
初めに，記録した EEG 信号に前処理として 1-40Hz のディジタルフィルタ処理を行うとともに独立成分分析より眼電図の除去を行った．次に，スピーチイメージを行った期間とスピーチイメージを行わなかった期間を比較検討する
ためにスピーチイメージ期間の 2 秒間とその前 1 秒間の計
3 秒間の区間を 1 エポックとして解析を行った．このときノイズが多く含まれているエポックは解析データから除外
した．
解析にあたり，時間周波数解析を用いてスピーチイメー
ジを行った場合と行っていない場合においての時間変化に伴う EEG の各周波数成分の変化の検討を行った．さらに，事 象 関 連 ス ペ ク ト ラ ム パ ワ ー （ Event-Related Spectrum
Power; ERSP）(4)を用いて，スピーチイメージ期間における各周波数分布の変化を抽出し，事象関連同期（Event-Related
Synchronization; ERS ） と 事 象 関 連 脱 同 期 （ Event-Related
Desynchronization; ERD）について検討を行った．

Fig. 5ERSP of two types of speech image and non speech
image from channel F 3 for subject A

Fig. 6ERSP of two types of speech image and non speech
image from channel F3 for subject B

4. 結果と考察
Fig.5 に被験者 A の電極 F3 におけるスピーチイメージを行った場合（図中(a)）と行っていない場合（図中(b)）の事
象関連スペクトラムパワーマップを示す．また，同様に
Fig.6 には被験者 B の図を示す．
被験者 A おいて，左前頭部の電極 F3 において，スピー
チイメージを行った場合では，スピーチイメージ期間開始

Fig. 4

Flowchart of EEG analysis― 323 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）スピーチイメージを行った場合に ERD が左前頭部に出現した理由として，スピーチイメージでは発話をイメージするため，被験者が言語処理を行ったからと考えられる．
発話情報は主に左半球（ブローカ野，ウェルニッケ野）で処理される．電極 F3，F7 はブローカ野の近くにあるため，
スピーチイメージを行った場合はスピーチイメージを行わなかった場合に比べ，ブローカ野の活性化により脱同期が起こり，ERD が多く出現したと考えられる．
ベータ波帯域に特徴が出現した理由としては，ベータ波
は思考，集中，認識時のイメージ処理に関連がある (5)とされている．そのため，スピーチイメージ時において，被験者は発話のイメージを行うため，集中したことによりベータ波帯域において ERSP に変化が生じたと考えられる．過去の研究においても精神課題として，単語の関連付けを行った場合に左半球のベータ波帯域で ERD の出現が報告されている (6)．このように，言語に関連するイメージは左半球のベータ波帯域と関連があるのではないかと考えられる．
また，被験者 A において，ベータ波帯域に ERD が出現した同時刻である 500ms 付近のアルファ波が他の時間と比べ，ERS が抑制されている．アルファ波は暗算などの精神的負荷が加わると減衰する (3)とされており，スピーチイメージによる精神的負荷が加わることで抑制されたと考えら
れる．
5. 結論
本報告では，脳波計測システムの構成と被験者 2 名に対しての解析結果について報告した．スピーチイメージを行った場合において，ベータ波帯域に特徴が出現することを確認したため，今後は集団解析によって，定量的に評価を行う必要がある．
参考文献(1) 長谷川良平，ブレイン-マシンインタフェースの現状と 将 来 ，電 子 情報 通 信学 会， Vol. 92， No. 12， pp.
1066-1075，2008．
(2) Mariko Matsumoto, Junichi Hori, Classification of silent
speech using support vector machine and relevance vector
machine, Applied Soft Computing, Vol. 20, pp. 95-102,
2014.
(3) 大熊輝雄，臨床脳波学-第5版-，医学書院，pp.92-99，
2005．
(4) 河内山隆紀，松本敦，宮腰誠，脳波解析入門，東京大学出版会，2016．
(5) G. Pfurtscheller, Central beta rhythm during sensorimotor
activities in man, Electroencephalography and clinicalneurophysiology, Vol. 51, pp. 253-264, 1981.
(6) Elisabeth V.C. Friedrich, Reinhold Scherer and Christa
Neuper, The effect of distinct mental strategies onclassification performance for brain–computer interfaces,
International Journal of Psychophysiology, Vol. 84, pp.
86-94, 2012.

― 324 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）運動イメージに基づく BCI における実運動の影響の検討
Examination of the influence of actual movement in BCI based on exercise image○ 中原廷雄 (東京工科大学大学院)
上野祐樹（東京工科大）

松尾芳樹（東京工科大）Teiyu NAKAHARA, Graduate School, Tokyo University of Technology
Yuki UENO, Tokyo University of Technology
Yoshiki MATSUO, Tokyo University of Technology
健常者が作業中でも運動イメージによって操作できるような BCI を目指して，実運動の有無に関わらず表皮脳波から運動イメージを正確に分離抽出する手法について検討している．無課題
時，右肘の運動イメージ時，右手の屈曲運動時，右手の屈曲運動時＋右肘の運動イメージ時，の脳波を計測し各課題ごとの事象関連電位の変化が特徴的な電極を選択し，ウェーブレットによる時間
周波数分析をおこなった．解析の結果，各課題ごとに異なる電極でかつ決まった周波数帯域において事象関連脱同期を確認した．このことから識別器から機械的に運動イメージ時に実運動が伴った
場合でも運動イメージを識別できると考える．

Key Words: 運動イメージ, 実運動, 事象関連電位, ウェーブレット変換, 時間周波数分析
はじめに

1

今までブレインコンピュータインターフェース（Brain Computer Interface:BCI）に関する研究は，主に重度な障害を持つ患者が利用することを目的とされており主にリハビリテーションや外部とのコミュニケーションをとるための新しい手段として研究されてきた．[1] BCI とは脳活動から対象者の意図を読み取り，外部機器を制御するものであり，例えば光刺激を見たときに発生する脳波の特徴によって意図した文字を有力できるキーボードや，
電動車いすなどが挙げられる．いずれの BCI も障がい者が利用することを目的としているため，運動イメージの推定またはその種類の識別の研究報告が主流であった．
近年四肢の運動と運動イメージを識別する報告もされるようになってきている．例として左右の手の運動時およびイメージ時の脳波を計測し，得られたデータについてウェーブレットを用いた
時間－周波数解析をおこない，個人ごとに最適な周波数帯域や潜時を決定した後に左右の判別する手法を提案し、運動時とイメージ時で識別率を比較している研究がある．実験の結果，高い識別率で運動時およびイメージ時の左右の判別を行うことができている．[2] しかし運動時のときとイメージ時のときでどのように左右の判別をおこなった時の識別率に違いがでてくるかを検証が目的であるため，運動イメージ時に実運動が伴った場合に正しく運動イメージを抽出できるかは検証していない．
本研究では健常者が作業中に利用可能な運動イメージに基づく
BCI の開発を目的としているため，運動イメージ中に実運動が伴った場合でもイメージを抽出できるかを検証する必要がある．
そのため本稿の目標として右肘の屈曲運動イメージ時，右手の屈曲運動時，それらを同時におこなった場合の脳波を計測し，事象関連電位の変化から各課題を脳波から判別できるかを検証する．

2

実験

2.1 実験課題
課題は以下の４種類を計測対象とする．
• 課題なし（Rest）• 右肘屈曲の実運動 (Grasp)• 右肘屈曲の運動イメージ (Imagery)• 右肘屈曲の運動＋運動イメージ (Grasp+Imagery)

スプレイに十字マークを表示し, 実験協力者に固視するよう指示した．また課題のタイミングをわかりやすくするため 1 秒毎にクリック音を鳴らした．ディスプレイの十字マークの上部に上矢印を提示したときに課題を実行させた．

Fig.1: Experimental paradigm

2.2

実験協力者

運動機能, 視力, 聴覚が正常である健常男性１名（22 歳, 右利き）に実験の目的と手順を説明し, 同意したうえで実験協力者として実験に参加した．

各課題の実行時間は３秒間, 実行後７秒間の休憩をおこなったま
での 10 秒間を１試行とし, この 10 試行分を１セットとする．計
測は各課題 10 セットおこなった．また各セットのはじめに７秒
間の準備時間をもうけた．計測のパラダイムを図 1 に示す．ディ

2.3

使用機材

脳波は図 2 に示す簡易脳波計の１つである Emotiv Epoc[4] をもちいて計測した．

― 325 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.2: Emotiv Epoc

Fig.3: sensor location

Emotiv Epoc の電極配置図は図 3 のようになっておりそのほかの詳細は以下の表 1 に示す．

Table 1: Emotiv Epoc : Technical Specifications
Numberofchannels
Channelnames
Sampling
methodSampling rate
Bandwidth
Connectity

14(plus CMS/DRL references, P3/P4
locations)
AF3, F7, F3, FC5, T7, P7, O1, O2,
P8, T8, FC6, F4, F8, AF4
Sequential sampling, Single ADC
128SPS(2048Hz internal)0.2-45Hz, digital notch filters at 50Hz
and 60Hz
Proprietary wireless, 2.4GHz band4

2.4 解析方法
解析には EEGLAB をもちいた．課題開始のタイミングの１秒前から課題の終わりまでの区間計４秒間を１エポックとして各課題ごとに抽出した．抽出したエポックの中で± 150µV 以上の電圧を含むエポックをアーチファクトを含むエポックとして判断し除去する．残ったエポックを各課題ごとで平均化し、頭皮上の電極位置に各電極の事象関連電位（ERP）の波形を表示し, 全体の変化を確認し電極間で比較する．比較した結果から，特徴的な ERP 波形を持つ電極を識別器に有用なものとみなし選択する．選択した電極にウェーブレット変換による時間-周波数分析をおこない，縦軸を周波数，横軸を時間，色をその時間に対する周波数のパワーとした事象関連スペクトル摂動（Event-Related
Spectrum Perturbation:ERSP）のグラフを作成し，その電極の特徴に対する周波数帯域について調べる．

3

増大してる．この現象は G. Pfurtsche-ller らが報告した運動またそのイメージをおこなっている四肢とは反対側の感覚運動野で発生する事象関連脱同期（Event related desynchronization）に類似している．一方 ERD の発生した T7 の電極とは反対側に存在する T8 ではこの現象は発生していない．
図??の Imagery 課題では FC5 の電極においてイベント発生直後から 500ms 間に 5～15Hz の帯域においてその周波数帯域におけるパワーが減少し，1000～1600ms の間でパワーが増大している．一方反対側に存在する電極 FC6 ではこの現象は発生していない．
図 8 の Grasp ＋ Imagery 課題では FC5 と T7 の電極においてイベント発生直後から 500ms 間に 5～15Hz の帯域においてその周波数帯域におけるパワーが減少し、1000ms 以降にパワーが増大している．反対側の電極である FC6 と T8 ではこの現象は発生していない．
以上のことから各課題ごとに ERD が発生している電極の場所と数が異なり、それらはおおよそ 5～15Hz の帯域において発生していることがわかる．そのため 5～15Hz の帯域における ERD
を特徴量としてとらえれば，識別器による実運動時，運動イメー
ジ時，実運動を含んだ運動イメージ時の脳波を分類することができるため，運動イメージ中に実運動が発生しても正しく操作者の意図したイメージで動作できる BCI を構築することが可能であると考えられる．

実験結果および考察

各課題における頭皮上の電極位置に、各電極ごとの ERP 波形
をプロットしたモデルを図 4 に示す．
図 4 の Rest 課題時では電極 T7 は T8 と比較して ERP 波形の振幅が大きくなっている．図 4 の Grasp 課題時では電極 T7 はT8 と比較して ERP 波形の振幅がイベント開始直後振幅が大きく
マイナス方向へ向かっていることが確認できる．図 4 の Imagery
課題時では電極 FC5 においてその反対側にある電極 FC6 と比較
し ERP の振幅が小さい．図 4 の Grasp ＋ Imagery 課題時では
電極 FC5 および T7 においてその反対側にある電極 FC6 と T8と比較し ERP の振幅が小さくなっている．これらの電極を各課
題における識別器において有用な特徴量を有している電極として選択する．
次にその特徴がどの周波数帯域におけるものかを調べるために
ウェーブレット変換による時間－周波数分析をおこない、ERSPとしてプロットしたものを図 5 から図 8 に示す。課題の開始タイ
ミングは破線で示している．縦軸を周波数, 横軸を時間, 色をパワーとした ERSP のグラフであり色が赤色に近いほどスペクト
ル成分が大きいことを示している．また分析結果を見やすくする
ため, すべての ERSP に対して有意水準 0..05 から外れた特徴的な脳活動以外の結果を緑色で塗りつぶし, 極端なデータのみをプロットした．
図 5 の Rest 課題では T7 の電極において反対側にある T8 の電極と比較し，イベントの開始直後から終わりにかけて 1Hz から 15Hz 周波数帯域におけるパワーが減少している．
図 6 の Grasp 課題では T7 の電極においてイベント開始直後に 10～15Hz の帯域においてその周波数帯域におけるパワーが減
少し，それが 800ms まで続いた後 800～1000ms の間でパワーのおわりに各課題ごとの電極全体の ERP 波形の変化から特徴的な波形を持つ電極を選択し，その電極に対してウェーブレットによる時間周波数分析をおこない ERSP をグラフとしてプロットしたところ，Grasp 課題時では電極 T7，Imagery 課題時では電極 FC5，
Grasp+Imagery 課題時では電極 T7 と FC5 おいて，8-15Hz 間
で ERD が発生していることを確認した．各課題ごとに特徴の発生する電極の場所が異なるため，識別器の特徴量として利用でき
るのではないかと考えられる．今後この特徴量を用いた識別器を設計し，機械的に運動イメージ時に実運動が伴っても正しく抽出することができるかを検証する．

参考文献[1] Robinson, N., & Vinod, A. P. “Noninvasive BrainComputer Interface Decoding Arm Movement Kinematics and Motor Control.” IEEE SYSTEMS, MAN, & CYBERNETICS MAGAZINE October 2016
[2] 笹山 瑛由（京都大）, 飯田 智陽（京都大）, 鄭 址旭（京都大）, 笈
BMI を目指し田 武範 （京都大）, 小林 哲生（京都大）“1602た脳内情報の抽出～手の運動・運動イメージの脳波律動解析による
左右判別～”日本機械学会 [No.08-3] IIP2008 情報・知能・精密機器部門講演会講演論文集 [‘08.3.17,18, 東京][3] Pfurtscheller G, Lopes da Silva FH. “Event-related EEG/MEG
synchronization and desynchronization: basic principles.
”Clin. Neurophysiol 1999 Nov.;vol. 110:18421857.
[4] “EMOTIV - Brainwear Wireless EEG Technology”, https://www.emotiv.com/, (最終閲覧日：2017/3/5)
2013 pp: 45-47― 326 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(a) Rest(b) Grasp(c) Imagery(d) Grasp+Imagery

Fig.4: ERP(a) T7(b) T8Fig.5: Rest(a) T7(b) T8

Fig.6: Grasp― 327 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(a) FC5(b) FC6

Fig.7: Imagery(a) FC5(b) FC6(c) T7(d) T7

Fig.8: Grasp+Imagery― 328 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）脳波を用いた発話応答時の脳活動に関する研究
Electroencephalography Analysis for Conversation Responses○田辺大雅（東京電機大学理工学研究科） 塚原彰彦（東京電機大学理工学部）
 内川義則（東京電機大学理工学研究科）
HiromasaTANABE, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Akihiko TSUKAHARA, School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Yoshinori UCHIKAWA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Abstract:This paper describes about brain activity communicating by canvasation between subjects and PC-based machine.
EEG measurement was carried out with the International ten-twenty electrode system in the shielded room. It was usedwith voltage amplification of 20,000 and analog BPF of 0.5 to 100Hz.Two healthy subjects were participated withinformed consent. Experimental tasks as one trial were set to a subject for 10 second.as following;first:no-task was set for
2 second, second:subject listens marker for 1 second to ready for listening task and listens the word from PC for 3 second,
third:subject listens marker again for 1 second to ready for speaking task and speaks the same wards as the words from PC
for 3 second. EEG wave form was meaned by30 trials.In an result, FFT analysis was shown that there ware appearances ofα(alpha) wave (10-11Hz) at electrode positin of O1 and O2, andβwave (20-21Hz) at electrode positin of O2 and P3. It was
comformed by time-frequency analsis.
Key Words:EEG，Communication，Time-Frequency Analysis
1.はじめに
近年，人間とコミュニケーションの取れるロボットが数多く普及している．そのようなロボットは今後，教育や医療，介護の現場で人手不足や負担軽減などの目的での活躍が期待されている．また，このようなロボットは従来の補助だけでなく，その存在やコミュニケーション力によって自立的かつ円滑な学習や労働を促すことも求められる．現在のロボットは，その姿かたち会話に至るまで人間に近い状態を作り上げている．しかし，実際にロボットとのコミュニケーションがどのように我々の認知機能に影響を及ぼし，その効果が人とのコミュニケーションとどのように違うのかについては不明である．この問題を解決するためには，不明瞭な社会的相互作用に関与する脳メカニズムを解明する必要がある[1]．
人間脳の中でも特に社会的認知の活動を担う領域のことを社会脳と呼ぶ [2]．社会脳の領域が適切に活動することにより，社会的認知が行われ，人が社会の中で生きていくことができる．社会脳に関する研究は発達障害，うつ病，認知症，教育分野など様々な分野で行われている．しかし社
会脳に関する脳活動の計測，解析の報告は少ないというのが現状である．
本研究は人間と機械との会話におけるコミュニケーショ
ン時の脳活動を検討することが目的であるが，本稿では PCからの音声に対する人間の発話応答時の脳活動に伴うEEG 波形の周波数解析ついて報告する．
実験
2.1 EEG 計測
国際 10-20 法電極配置に基づき脳波キャップの電極 19 点
を被験者に装着した．電極配置図を Fig.1 に示す．EEG の計測は増幅倍率 20,000 倍，アナログバンドパスフィルタ
0.5-100Hz を介し，シールドルーム内で測定を行った．Fig．
2 に EEG 計測システム構成を示す．EEG 計測システムは，
脳波ボックス，A/D コンバータ，多チャンネル増幅器から構成されている．

fig.1 International 10-20 electorode system

Fig.2 Configuration of EEG measurement system
被験者には 2 名(男性 2 名；平均年齢 24.0 歳，右利き)が参加した．実験前に被験者にはインフォームドコンセントを十分に行った．また，本研究は東京電機大学の生命倫理委員会の承認を得ている．
2.2 実験方法
本実験の課題として，交互発声課題 [1]を与える．交互発
話課題とは，音声刺激として入力される二音の単語（あか，― 329 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.3 Experimental protocol
いぬ等）に対して，被験者が聞こえてきた単語と同じ単語を発声する課題である．実験は無刺激区間と音声刺激区間，
発話応答区間の 3 つからなっている．無刺激区間では 2 秒
間被験者へは刺激を与えず，被験者自身も何も行動しない．
音声刺激区間は被験者へ音声の刺激を傾聴(入力)する区間である．この区間は初めに刺激のタイミングを合わせるた
めマーカ音を入力したのちに二音単語を入力する合わせて
4 秒間の区間である．マーカ音は入力時と出力時の刺激のタイミングを合わせるために用いた．発話応答区間は被験者から二音単語を発話(出力)してもらう区間である．この区間は音声刺激区間と同じように刺激のタイミングをあわせるためマーカー音を入力したのちに二音単語を発話してもらう合わせて 4 秒間の区間である．実験はこの 3 つの区間で 1 セットとなっており，1 セット 10 秒を 30 単語分行った．
二音単語は電子音で作られた女性の声で，マーカー音には全周波数成分を含むホワイトノイズを用いた．刺激音声
データのサンプリング周波数は 44.1kHz で分解能は 32bit
として使用した．Fig．2 に実験で使用した音声データの波形を示す．音声データは AdobeAuditon（adobe 社）を用いて編集を行った．
2.4 解析方法
 解析ソフトは MATLAB R2017a(MathWorks 社)およびオープンソースツールボックスである EEGLAB v14.1.1[3] を用いた．測定した脳波は 19 チャンネル分で，両耳を基準電極として測定した．本研究では脳波のθ波，α波，β波について解析を行うため 3～40Hz 成分をデジタルバンドパス
フィルタを用いて抽出し解析を行った．これらの脳波デー
タに対し，脳波と同時に眼電図を計測し，独立成分分析を用いて瞬きや眼球運動と相関した因子を除去した．その後，事象関連電位(ERP)を算出し，発話応答時の ERP について検討した．最後に高速フーリエ変換(FFT)を用いることで各周波数帯域に関して検討を行った．
結果及び考察
Fig．4 に FFT による解析結果を示す．同図において，4-5Hzのθ波帯域(図中 A)に注目すると前頭葉に位置する電極
Fp1，Fp2 が大きいことが確認できた．10-11Hz のα波帯域(図中 B)に注目すると後頭葉に位置する電極 O1，O2 が大きいことが分かった．21-22Hz のβ波帯域(図中 C)に注目す
ると後頭葉に位置する電極 O2，T6 が大きくなっていることが分かった．
これらの出現時間を見るため前頭葉の電極 Fp2 と後頭葉の電極 T6 の 2 点に関して時間-周波数解析を行った．Fig.5に電極位置 P8,Fp2 に関する時間-周波数解析の結果を示す．
刺激開始後 3.6 秒から 3.9 秒の時間に関して P8 ではα波，

Fig.4 Spectrum analysis with 19 channel

Fig.5 Time-Frequency analysis at T6 and Fp2
Fp2 ではθ波が大きく発現していることがわかる．この時間では二音単語を傾聴したのち記憶する時間であるため，記憶に関与する前頭葉の活動の影響により Fp2 でθ波の出現が確認できたと考える．また，刺激開始後 6.9 秒から 7.5秒の区間に関して Fp2,P8 でβ波，P8 に関してはθ波が大きく発現していることが分かる．これは，二音単語を発声する区間であるため，発声時の運動や心理的な状況に関する脳活動によるものであると思われる．
結論
 本稿では，3& からの音声に対する人間の発話応答時の脳活動に関する ((* 波形の周波数解析ついて報告した．傾聴時には前頭葉でθ波が発現し，発声時には後頭葉でβ波が発現していることが分かった．今後はより実験データを増やし，集団を行う必要がある．また，本実験では機械からの音声を対象とした時の脳波を計測したが，会話の対象を人間としたときの ((* 計測を行う予定である．
参考文献[1]. 川崎真弘，山田陽平，牛久陽介，宮内英里，山口陽子：“ロボットとの対話がもたらす人の発話リズム変化”
HAI シンポジウム 2011：I-1B-2，2011[2]. 伊古田俊夫：“社会脳から見た認知症”講談社,p.54,201
4[3]. Arnaud Delorme，Scott Makeig:“EEGLAB:an open source
toolbox for analysis of single-trial EEG dynamics
including independent component analysis ” Journal of
Neuroscinence Methods,vol.134,pp.9-21，2004― 330 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

肉体的，精神的低負荷の脳活動活性化への影響解析
Influence on brain activity activation analysis of the physical and mental load
○ 福島健斗（東京電機大学）  井上淳（東京電機大学） 岩瀬将美（東京電機大学）
畠山省四朗（東京電機大学）
Kento Fukushima, Tokyo Denki University
Inoue Jun, Tokyo Denki University
Masami Iwase, Tokyo Denki University
Shoshiro Hatakeyama, Tokyo Denki University
概要: 本研究の目的は肉体的負荷と精神的負荷がもたらす脳への活性化作用の解析である．実験では，精神的負荷と肉体的負荷を与えた際の脳波を計測した．精神的負荷としては単純な計算課題である内田クレペリン検査，肉体的負荷としては有酸
素運動であるランニングと無酸素運動である握力トレーニングを用いた．計測した脳波に対しては周波数解析を行い，脳波の周波数成分の変化から脳活動の活性化作用を捉えようと試みた．実験結果より，計算課題を与えた場合では，被験者の脳活動が漸次的に活性化する傾向を確認できた．ランニング課題を与えた場合では，一時的な脳活動の不活性化傾向と課題終了後の漸次的な活性化傾向を確認できた．握力トレーニングを与えた場合では脳活動に特徴的な変化を確認することができなかった．
キーワード : EEG , Mental load , Physical load , Brain activity , Frequency analysis
1. はじめに本研究では，精神的，肉体的負荷がもたらす脳への活性化作用の解析を目的とする．脳活動の活性化は思考・認知能力を向上させ，作業効率の向上や認知症の改善など多くの恩恵をもたらす．脳活動の活性化はパズルや計算などの精神的負荷と，ランニングや筋力トレーニングなどの肉体的負荷による手法が提案されている[1]．
 しかし，多くの活性化手法が提案されているものの，手法毎の脳への活性化作用の違いは明確にされていない．脳の活性化手法毎に活性化の傾向にそれぞれ特徴があると考えた場合，活性化の特徴をもとに活性化手法を使い分けることが可能になる．これより，脳の活性化をより効率的に行うことが可能になると考える．脳活動の活性化を判別する研究としては脳波を用いた研究が多くみられる．苧阪は精神的負荷として計算課題を与えた際の脳波を計測，周波数解析した結果，α波のピーク周波数が増加する傾向を確認している[2]．また，佐久間はウォーキングによる肉体的負荷を与えることで，脳波のα波が増加する傾向を確認している[3]．従来研究では単一の活性化手法による脳活動の活性化の傾向を確認しているものが多いものの，活性化手法毎の脳活動の活性化の比較検討を行っているものは少な
く，活性化手法として精神的負荷と肉体的負荷を比較している研究は見られない．そこで，本研究では精神的負荷と肉体的負荷の活性化手法の違いにより，脳の活性化傾向に変化が現れるか比較検討する．
 本研究では，精神的負荷による脳活動活性化手法として計算課題を用いる．肉体的負荷としては，有酸素運動としてランニング課題，無酸素運動として握力トレーニングを用いる．脳活動の評価方法としては課題を与える前後の脳波を計測，周波数解析して脳活動の活性化の判別を行う．
 本稿では，精神的負荷を与えた際の脳波と肉体的負荷を与えた際の脳波を計測し, 周波数解析した結果について報告する．

Figure1 Measurement points of EEG

Figure2 How to answer the Uchida Klaepelin test
2. 脳活動活性化実験
 本節では，精神的負荷と肉体的負荷による脳活動活性化
実験について報告する．本実験では脳波計測器として
Emotiv 社製の EPOC+を使用する．脳波の計測箇所は国際
10-20 法に基づいた点の内，Figure1 に示される 14 箇所を計測する．
2.1 精神的負荷による脳活動活性化実験
本小節では精神的負荷による脳活動活性化実験の内容について述べる．精神負荷による脳活動活性化実験の実験計
画を Figure3 に示す．また、脳波の計測風景を Figure4 に示
す．被験者は 20 代前後の男性 6 名，女性 4 名を対象に行った．精神的負荷として内田クレペリン検査を用いる．
Figure2 に示すように，内田クレペリン検査では検査用紙に― 331 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table1 Frequency band of EEG
Types of EEG
θ waveδ waveα waveβ waveγ waveFrequency band(Hz)
4-8
0.5-4
8-13
14-28
29-64

Human condition
Intuition
Unconsciousness
Relax , Awakening
Concentration
Prediction

解析を行うにあたり，取得したデータに対しバイアス除去，
バンドパスフィルタ処理，窓関数処理，離散フーリエ変換の順に処理を施して信号の振幅スペクトルを算出する．振幅スペクトルを用いて，信号がもつエネルギー量を台形積分で算出し，信号が持つ各周波数成分のエネルギー量を算出する．算出したエネルギー量を用いて前周波数帯域における周波数成分の割合を算出する．

Figure3 Experimental landscape

3.1 バイアス除去
本小節では，信号のバイアス除去方法について説明する．
計測した脳波データはそれぞれ直流成分が異なるため，データの比較において大きな誤差を生む．そこで，信号の直流成分を取り除くバイアス除去を行うことでデータの比較をしやすくする．直流成分を除去するために，信号の各標
本値から信号全体の平均値x̅を差し引く．バイアス除去は式(1) で行う．ただし，N はデータ数，xn (𝑛𝑛 𝑛 𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛 𝑛 𝑛 𝑛𝑛 𝑛 𝑛𝑛
は計測した脳波データ，x̂𝑛𝑛 はバイアス除去した脳波データを示す．
𝑥𝑥𝑥𝑛𝑛 = 𝑥𝑥𝑛𝑛 − 𝑥𝑥𝑥

Figure4 Experimental plan of calculation task

Figure5 Experimental plan of running task

Figure6 Experimental plan of grip strength training task
並んでいる一桁の数字を左端から順に隣り合う数字と足し合わせ合計値の下一桁目の数字を答えとして記述する．この課題を 15 分 1 セットとして，休憩をはさんで 2 セット
行う．
2.2 肉体的負荷による脳活動活性化実験
 本小節では，肉体的負荷が及ぼす脳活動への活性化実験について述べる．肉体的負荷として，有酸素運動と無酸素運動に分けて実験を行う．
2.2.1 有酸素運動実験
有酸素運動実験の実験計画を Figure5 に示す．有酸素運動としてランニングを適用する．被験者は 20 代の男性 8 名を対象に，100m トラックを 5 周で 1 セットとし，休憩をはさんで 2 セット行う．
2.2.2 無酸素運動実験
無酸素運動実験の実験計画を Figure6 に示す．被験者は20 代の男性 7 名を対象に行った．無酸素運動として握力
トレーニングを適用する．握力計を用いて課題前の握力を計測する．握力の計測結果から，個人ごとにかける負荷を均等にするため，ハンドグリップの重さを本人の握力の50% の数値に設定する．重さを変更したハンドグリップによる握力トレーニングを 20 回× 3 セット行う．
3 周波数解析による信号処理 取得した生体信号の周波数成分に着目して解析する．脳波の周波数帯域を Table1 に示す．まず，原信号に離散フーリエ変換をかけ，周波数ごとの信号成分を算出し，課題による周波数帯域ごとの信号成分の変化を解析する．周波数

𝑥𝑥𝑥 𝑥

𝑁𝑁𝑁𝑁

1
∑ 𝑥𝑥𝑛𝑛𝑁𝑁
𝑛𝑛𝑛𝑛

3.2 バンドパスフィルタ処理
本小節では，バンドパスフィルタ処理について説明する．
計測した脳波データから Table1 に示す周波数成分の信号を抽出するためにバンドパスフィルタをかける．バンドパス
フィルタはローパスフィルタとハイパスフィルタを組み合わせて作成した．ローパスフィルタとハイパスフィルタの伝達関数𝐺𝐺𝑙𝑙 (s)，𝐺𝐺ℎ (s) を式(2)，(3) に示す．
2𝜋𝜋𝜋𝜋𝑙𝑙𝑠𝑠 𝑠 𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠𝑙𝑙
𝑠𝑠𝐺𝐺ℎ (s) =𝑠𝑠 𝑠 𝑠𝑠𝑠𝑠𝑠ℎ
𝐺𝐺𝑙𝑙 (s) = 式(2)，(3) において変数𝑓𝑓𝑙𝑙 ，𝑓𝑓ℎ はローパス，ハイパスフィ
ルタの遮断周波数である．ローパスフィルタの遮断周波数には Table1 の周波数帯域における上限値，ハイパスフィル
タの遮断周波数には下限値が代入される．また，式(3.2)，(3.3) で示すローパス，ハイパスフィルタは原信号にかけることで位相遅れを発生させる．そのため，信号にフィルタを通した後，逆方向から再度同一のフィルタをかけること
で位相遅れを戻す処理を行う．
3.3 窓関数処理
本小節では，脳波信号を周期性のある信号に変換するために窓関数処理を行う．周波数解析を行うにあたり，離散フーリエ変換するため，離散フーリエ変換は信号が連続性の― 332 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）あるものと仮定して計算処理を行う．しかし，信号の周波数成分が一定でない脳波から周期性を確認することは不可能であるため，取得した脳波データに処理を加えて周期性のある信号に変換する．そこで，脳波に周期性を持たせるために窓関数による処理を行う．今回使用する窓関数としては式(4) で示されるハミング窓𝑊𝑊𝑊𝑊𝑛𝑛 を用いる．ハミング
窓をかけ合わせて，脳波データの初期値と最終値を合わせて連続性のある信号に変換する．
2𝜋𝜋𝜋𝜋)
𝑊𝑊𝑊𝑊𝑛𝑛 = 0.54 − cos (𝑁𝑁 𝑁 𝑁

3.4 高速フーリエ変換を用いたスペクトルの導出
本小節では，脳波の各周波数帯域の信号成分を算出して，各周波数帯域の信号成分の大きさを調べる．スペクトルを算出するためには，離散フーリエ変換する．離散フーリエ変換を式(3.5) に示す．ただし，𝑋𝑋𝑘𝑘 (k = 0,1,2, ⋯ , N − 1)はフーリエ係数を示す．
𝑁𝑁𝑁𝑁

Xk = ∑ 𝑥𝑥𝑥𝑛𝑛 𝑒𝑒
𝑛𝑛𝑛𝑛

(−𝑗𝑗

2𝜋𝜋𝜋𝜋𝜋𝜋)𝑁𝑁 式(3.5) で示される離散フーリエ変換の計算効率を向上させる計算処理方法として高速フーリエ変換がある．本実験では，式(3.6) に示す高速フーリエ変換で振幅スペクトルの算出を行う．高速フーリエ変換は離散フーリエ変換の計
算効率を向上させることで高速で離散フーリエ変換を行う
計算処理方法である．

4 実験結果
 Table1 より，δ波は睡眠や無意識状態，α波はリラックス，
覚醒状態時に増加する信号成分である．脳波のδ，α波帯域の エ ネ ル ギ ー 割 合 の 全 被 験 者 平 均 を Figure7 に 示 す ．
Figure7(a)(b) より，精神負荷である計算課題による脳波のエネルギー割合の変化として，δ波のエネルギー割合の減少傾向とα波のエネルギー割合の増加傾向が見られた．これより，単純計算課題には，課題の遂行時間に応じた脳活動の活性化を促す効果があると考えられる．
 Figure7 (c)，(d) より，有酸素運動では課題前から休憩時にかけてδ波の増加傾向とα波の減少傾向が見られ，課題終了後から 30 分後までにはδ波の減少傾向とα波の増加傾向が見られた．これより，有酸素運動による肉体的負荷が脳に与える影響としては，課題の直後には脳活動を低下させる傾向があるが，時間経過に伴い，徐々に脳活動を活性化させる傾向があることがわかる．
Figure7(e),(f) より，無酸素運動では課題前から休憩時にかけてδ波の減少傾向とα波の増加傾向が見られ，休憩時から課題終了直後にかけてはδ波の増加傾向とα波の減少傾向が見られた．これより，無酸素運動では一時的な脳活動の活性化傾向と課題の継続による脳活動の不活性化傾向が確認できた．

𝑁𝑁𝑁𝑁

Xk = ∑ 𝑥𝑥𝑥𝑛𝑛 𝑊𝑊𝑁𝑁𝑚𝑚𝑛𝑛𝑛𝑛

 式(3.6) の𝑊𝑊𝑁𝑁𝑚𝑚 を回転子と呼ぶ．高速フーリエ変換は式(3.7) に示す回転子𝑊𝑊𝑁𝑁𝑚𝑚 の性質を利用して計算処理を行うことで離散フーリエ変換より高速な計算処理が可能になる．
ここで，𝑚𝑚 𝑚 𝑛𝑛𝑛𝑛とする．

(a) Calculation (δ wave)

2𝜋𝜋 𝑚𝑚2𝜋𝜋𝜋𝜋2𝜋𝜋𝜋𝜋) − 𝑗𝑗𝑗𝑗𝑗 𝑗)
𝑊𝑊𝑁𝑁𝑚𝑚 = 𝑊𝑊𝑁𝑁𝑛𝑛𝑛𝑛 = (𝑒𝑒 −𝑗𝑗 𝑁𝑁 ) = cos (𝑁𝑁𝑁𝑁

振幅スペクトル|𝑋𝑋𝑘𝑘 |は式(3.6) より算出したフーリエ係数の絶対値を算出することで得られる.
3.5 エネルギー量算出
本小節では，算出した振幅スペクトルから，表 2 に示す各周波数帯域の信号のエネルギー量を算出する．ここで，信号のエネルギー量を振幅スペクトルの内，表 2 の脳波の種類それぞれの周波数帯域の範囲で台形積分して算出する．
台形積分を式(6) に示す．ただし，f(x)は振幅スペクトル，
周波数帯域はx ∈ [a, b]，データ数はxn (𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛𝑛である．
3.6 エネルギー割合算出
式(1)より算出した周波数帯域ごとのエネルギー量の周波数全域における割合𝐸𝐸𝑟𝑟 を算出する式を式(2) に示す．ここで，𝐸𝐸𝑝𝑝 は Table1 に示す脳波の各周波数帯域のエネルギー量，𝐸𝐸𝑎𝑎 は脳波の全周波数帯域のエネルギー量を示す．
𝐸𝐸𝑝𝑝
𝐸𝐸𝑟𝑟 =
𝐸𝐸𝑎𝑎― 333 ―(b) Calculation (α wave)(c) Running (δ wave)

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table3 Change of energy ratio of α wave (Running)

Position
AF3
AF4
F7
F8
F3
F4
FC5
FC6
T7
T8
P7
P8
O1
O2
Average(d) Running (α wave)(e) Grip strength training (δ wave)

Table2 Change of energy ratio of α wave (Calculation)

AF3
AF4
F7
F8
F3
F4
FC5
FC6
T7
T8
P7
P8
O1
O2
Average

In 30 min11.855
0.500
6.104
4.145
4.681
6.749
13.773
3.623
5.837
2.424
10.097
11.267
5.451
8.230
6.767

 Table2 より，計算課題によるα波のエネルギー割合の全計測箇所の平均値は課題前から休憩時にかけて 0.315% 増
加し，課題前から課題後にかけては 1.232% 増加している．
また，Table3 より，有酸素運動負荷ではα波のエネルギー割合の全計測箇所平均値が課題前と比較して休憩時，課題
終了 10 分後，20 分後，30 分後の順に，-7.791%，-1.854%，
3.775%，6.767% と増減していることがわかる．これより，α波の増加が脳活動の活性化に関係すると考える場合，課題終了直後においては計算課題の方が脳活動活性化作用が大きいことがわかる．ランニング課題では課題終了から 20分経過する頃には脳活動への活性化作用が現れはじめ，30
分後には計算課題終了直後よりも脳活動を活性化させることがわかった．有酸素運動の効果が高い理由は，運動により心拍を上げ，血液の循環効率を上げることで脳に送られる酸素の量が増加し，脳活動に必要なエネルギーを大量に得ることができるからではないかと考える．

(f) Grip strength training (α wave)
Figure7 Energy ratio of each task (average of all subjects)

PositionBreak-9.437-11.838-7.105-5.163-11.311-9.0730.757-6.508-2.464-9.234-4.517-12.578-8.457-12.140-7.791

Rate of change (%)
In 10 min In 20 min
0.511
7.359
-4.602-1.711
4.436
7.090-6.298-5.130-1.8728.479-4.145
3.862
4.275
11.489-1.914
4.723
0.523
6.960
-6.968-0.193-0.6956.058-5.617-2.240-1.336
1.216-2.2574.892-1.854
3.775

Rate of change (%)
Before – Break
Before – After-0.608
0.539
0.930
2.629
0.949
-0.1500.655
0.992-0.3851.671-0.437
1.628
0.213
0.592
0.804
1.721
-0.368
1.127
0.073
1.613
1.606
1.415
0.024
1.085
-0.242
1.009
1.202
1.377
0.315
1.232

6 おわりに 本稿では，精神的負荷と肉体的負荷を与えた際の脳波を計測し，周波数解析した結果について報告した．計算課題と有酸素運動課題では異なる脳の活性化傾向を確認できた．
しかし，無酸素運動課題による脳の活性化傾向は，解析結果から判別できなかった．今後の展望として，脳の部位ごとのエネルギー割合の変化に着目して解析を行い，部位ごとの活性化の傾向からさらに詳細な判別を試みる．また，計算，ランニング，握力トレーニング以外の活性化手法による脳への活性化作用の判別も行っていきたい．

5 考察 本節では得られた実験結果をもとに精神的，肉体的負荷が及ぼす脳活動への影響の差異を考察する．前節より，計算課題とランニング課題において，課題の遂行により脳活動が活性化する傾向が確認できた．そこで，計算課題とランニング課題の活性化作用を比較する．集中力との関係性が深いα波のエネルギー割合の増減率から計算課題とラン
ニング課題の活性化作用を比較する．計算課題によるα波のエネルギー割合の増減率を Table2，ランニング課題によるα波のエネルギー割合の増減率を Table3 に示す．

参考文献
(1) 高木繁治：脳の仕組み－脳の基本構造から記憶のあり方まで－，主婦の友社，p.156，(2010)(2) 苧阪満里子，百名盛之助：精神作業時の脳波のスペク
トル分析，The Japanese Journal of Psychology Vol.50 No.1，
pp.45-48，(1979)(3) 佐久間春夫：運動がもたらす心理的効果とは何か-脳波からの検証，運動生理学シンポジウム，p.106，(2001)(4) 田仲豊徳：内田クレペリン検査-完全理解マニュアル，
日経印刷株式会社，pp.10-11，(2015)― 334 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 次元迷路課題中の )Pθ波の出現とその迷路場所の検討
The study of appearance of Fmθ wave and its maze location in three dimensional maze task
○ 濱中臨（東京電機大学大学院理工学研究科） 塚原彰彦（東京電機大学理工学部）
内川義則（東京電機大学大学院理工学研究科）
Nozomi HAMANAKA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Akihiko TSUKAHARA, School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Yoshinori UCHIKAWA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Abstract: Aim of this study is to identify the frontal midline theta (Fmθ) wave appearing during the three dimensional maze task andto investigate the location of appearance in its maze. Electroencephalography (EEG) measurement was carried out with the International
electrode system in the shielded room. It was used to 86dB of voltage amplification and analog BPF of 0.5 to 100Hz. Twelve healthy
subjects were participated with informed consent. Maze tasks were memory and trial tasks. Time-frequency analysis andsingular-value-decomposition were used to identify the appearance interval of 6Hz. From the analysis, we investigated the relationshipbetween the Fmθ wave under execution of the task and the location of appearance in the maze. As a result, it was seen at more straightroad than turning point and in the vicinity of turning point, the spread of Fmθ wave was seen due to the rise of turning point.
Key Words: Frontal midline theta wave，Electroencephalography，Maze task
1. はじめに Fmθ波（Frontal midline theta wave）は，精神作業中(連続加算や空間認知など)に前頭正中線部に周波数が 6Hz 前後の脳波が現れ，国際電極配置法(10-20 法)の電極 Fz において最大振幅のθ律動が現れ，かつ 1 秒以上持続する脳波活動であると定義されている (1)．近年では，課題の困難さ，記銘，成功的実行等の多くの過程と関連しており，これらの脳機能における脳の多数の構造の連携に Fmθ波が関与していると考えられている．また，他の周波数の脳波との関係や海馬θとの関係などについても多く研究されている(2)．先行研究において，空間認知におけるθ波活動について，ラットやてんかん患者による報告があるが，健常者における Fmθ波と空間認知との関連性の報告はあまりない．
しかしながら，長い迷路等の空間学習課題におけるヒトのθ波活動との関連性は重要である可能性がある (3)．
 本研究では，Fmθ波と空間認知との関連性を解明するた
めに，健常者における 3 次元迷路課題中の Fmθ波出現区間の各電極間における振幅と位相を調べ，その時の迷路内の出現場所の検討を行った．
2. 実験方法
2.1 迷路課題と計測条件
 迷路課題は Fig.1 に示す記憶課題(ST: Study task)と試行課
題(TT: Trial task)の 2 つの構成で行った．記憶課題とは，迷路のスタート地点からゴール地点までの正解順路を同じ迷路を 5 回繰り返し覚える課題であり，正解順路には床に色を付けている．試行課題とは，記憶課題で覚えた順路を基に同じ迷路を 5 回繰り返し辿る課題である．また，迷路には Fig.1(a)の T 字路や Fig.1(b)の十字路のような分岐点(TP :Turning point)がある．この TP の数が多くなるほど迷路の難易度が高くなる．本研究では，TP が 6，9，12，15のときの実験を行った．
 被験者は健常者である年齢 20-24 歳の 12 名(男性：10 名，
女性：2 名)で，全員に脳波計測前に十分なインフォームドコンセントを行った．また，本研究は東京電機大学の生命(a) Study task (ST)(b) Trial task (TT)Fig. 1 3D Maze task    
Fig.2 International electrode placement method(1)
倫理委員会の承認を得ている．
脳波の計測は，Fig.2 に示す国際電極配置法(10-20 法)に基づき基準電極導出法で行い，基準電極を両耳朶として実験を行った．実験に用いた計測システムを Fig.3 に示す．
被験者は，脳波キャップを装着し，迷路呈示用画面との目
線距離を 60cm になるように調整し，座って実験を行った．
計測は全てシールドルーム内で行い，計測したデータは増幅器 20000 倍，アナログバンドパスフィルタ(0.5Hz-100Hz)
を介し，サンプリング周波数 250Hz の AD コンバータで― 335 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）から頭表面の電極間の関連性を見るために 10-20 法の電極
Fz を基準電極と置いた時のコヒーレンス解析及び複素コヒーレンス解析を行った．Fig.4 に解析区間の例を示す．
 コヒーレンスとは，2 つの信号の相関性を調べるクロス
スペクトルをパワースペクトルにより正規化した複素関数のことであり，その式は以下のようになる．

Fig.3 Measurement system

ここで，式(1)の Px と Py は電極 x と電極 y におけるそれぞれの EEG 信号のパワースペクトルを示し，Sxy は電極 x と電極 y の EEG 信号のクロススペクトルを示す．また，式(2)の Rxy は電極 x と電極 y の EEG 信号の相互相関関数を示す．
コヒーレンス値が 1 に近くなるほど 2 つの信号の波形に相関性があることを表す．各電極の振幅の大きさをコヒーレ
ンスの実部，位相差を虚部で見ることにより時空間的に脳内活動を見ることができる(4)(5)．なお，添え字の x は電極 xを示し，添え字の y は電極 y を示す．本解析では，周波数
f＝6Hz の時のコヒーレンス解析及び複素コヒーレンス解析を行った．
解析では，各被験者の Fmθ波が出現した区間でそれぞれ平均コヒーレンス解析を行った後，その区間における迷路場所を動画から照合した．また， Fmθ波出現区間における迷路場所が Fig.5 のような直線の道，分岐点付近に分けて，その迷路場所の平均コヒーレンス解析を行った．これらの解析を各被験者で個別に行った後，全被験者（N=12）における平均コヒーレンス及び複素コヒーレンス解析を行った．

Fig.4 Analysis section of Fmθ wave(a) Straight road(b) Turning point

Fig.5 Maze situations of Fmθ wave appearance section
AD 変換後，計測用 PC にデータを取り込むシステムになっている．また，Fmθ波区間における迷路場所の特定のために録画ソフト（Bandicam：Bandicam 社）を用いて実験中の迷路の録画を行った．
2.2 解析方法
 解析は MATLAB2016a(Mathwork 社)を用いて行った．計
測したデータは，θ帯域の脳波を得るために眼電図の除去としての独立成分分析，ディジタルバンドパスフィルタ(4-8Hz)を用いた．さらに，Fmθ区間の同定を得るために時間-周波数解析を用いて 6-7Hz の平均パワースペクトルを求め，10-20 法の電極 Fz とその近傍の電極 F3，F4，Cz の平均パワースペクトルから特異値分解を用いて Fmθ波の検出を行った．なお，特異値分解の Fmθ 波の出現条件は以下のような条件で行った (4)．
 条件 1：第 1 特異値の占有率が 85%以上であること
 条件 2：条件 1 が満たす区間が 1 秒以上であること
時間-周波数解析と特異値分解で検出した Fmθ波出現区間

3. 結果
Fig.6，Fig.7 に Fmθ波出現区間において，10-20 法の電極 Fz を基準電極と置いたときの TP6，TP15 における全被験者（N=12）の直線の道における平均コヒーレンスマップとその位相マップを示し，Fig.8，Fig.9 に分岐点付近における平均コヒーレンスマップとその位相マップを示す．Fig.6から Fig.9 において，(a)(c)に記憶課題，(b)(d)に試行課題の解析結果を示す．また，コヒーレンスマップ，位相マップ
は，Fig.2 の 10-20 法の電極配置を表し，カラーバーは，コヒーレンス値，位相差を表している．
 Fmθ波出現区間における迷路場所の比較を行った結果，
直線の道よりも分岐点付近で多く Fmθ波が出現したことが確認された．また，分岐点付近と直線の道における Fm
θ波の相関性の差異を調べるために，Fmθ波が出現する電極 Fz とその近傍の電極 F3，F4，Cz の平均コヒーレンス値と TP 数で全体の有意差を調べる MATLAB2016a を用いて 2次元分散分析を行った．その結果，TP 数と直線の道の平均
コヒーレンス，TP 数と分岐点付近の平均コヒーレンスで有意差が確認されたため，各 TP における平均コヒーレンスとの有意差を調べる多重比較分散分析を行った．Table 1 に
直線の道における平均コヒーレンスと TP 数の多重比較分
散分析結果を示す．また，Table 2 に分岐点付近における平― 336 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table 2 Multiple comparison analysis of varianceof turning point

Table 1 Multiple comparison analysis of varianceof straight road
TP6
ST6

TP9

TP12

TP15

*

*

*

ST6

TP6

TP9

TP12

TP15

*

*

*

*

*

ST9

*

*

ST9

*

ST12

*

*

ST12

*

*

ST15

*

*

*

TT6
TT9

*

TT12

*

TT15

*

*

ST15

*

*

TT6

*

*

TT9

*

*




(a) Coherence of ST(c) Phase of ST


*

*

TT12

*

*

TT15

*

*

(*: p<0.05)(b) Coherence of TT(d) Phase of TT(*: p<0.05)(a) Coherence of ST(b) Coherence of TT(c) Phase of ST(d) Phase of TT

Fig.8 Turning point of TP6 (N=12)

Fig.6 Straight road of TP6 (N=12)(a) Coherence of ST(b) Coherence of TT(a) Coherence of ST(b) Coherence of TT(c) Phase of ST(d) Phase of TT(c) Phase of ST(d) Phase of TT

Fig.7 Straight road of TP15 (N=12)

Fig.9 Turning point of TP15 (N=12)― 337 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）均コヒーレンスマップと TP 数の多重比較分散分析結果を示す．Table 1，Table 2 において“*”がある場所は，有意差（p<0.05）があることを示し，空欄の場所は有意差がないことを示す．
4. 考察
本研究では，Fmθ波出現区間での迷路場所において，平均コヒーレンスマップ，位相マップ，多重比較分散分析より迷路場所による脳内活動の変化について検討を行った．
Table 1 より，直線の道において，記憶課題では TP9 とTP12 において有意差が確認されず，試行課題では TP6 とTP15，TP9 と TP12 で有意差が確認されなかった．この結果より，迷路中の直線の道において TP の上昇による電極
Fz での Fmθ波の広がりはあまり関連性がないのではないかと考えられる．また，Table 2 より分岐点付近において，記憶課題では，TP12 と TP15 において有意差が確認されず，試行課題では，TP6 と TP9 及び TP12 と TP15 では有意差は得られなかった．しかし，両課題共に TP が上昇すると共に平均コヒーレンス値で有意差が確認された．これにより，分岐点付近での Fmθ波出現区間では TP の上昇に伴い，電極 Fz 付近の電極に相関性が広がり，Fmθ波の振幅も大きく上昇する傾向があるのではないかと考えられる．
Fig.6 から Fig.9 の位相マップにおいて，電極 Fz 付近において同期性が確認され，側頭部に連れて電極 Fz に対して位相の進みや遅れが生じていることが確認された．このことから，Fmθ波出現区間において，Fmθ波と迷路場所において，電極 Cz の頭頂部付近で関連性があるのではないかと考えられる．また，後頭部では，直線の道の両課題において，左後頭部付近の電極 O1 において，電極 Fz より位相が進んでいることが確認された．また，分岐点付近の両課
題において，後頭部付近の電極 O1，O2 に電極 Fz より位相の進みや遅れが生じていることが確認された．先行研究において，Fmθ出現区間での電極 Fz とその近傍の電極 F3，F4 の前頭部に対して左後頭部において位相が進んでいることが報告されている (4)．また，視覚情報の脳内処理において，空間内での物体位置や，それらの物体に働きかける際に必要な動作などの頭頂葉に至る背側経路，見ている物体が何であるかという問題などの側頭葉へと流れる腹側経路の 2 つの処理経路がある (6)．したがって，これらの報告と本稿で示した位相マップより迷路などの空間認知課題における Fmθ波の脳内処理は，後頭部付近の処理が先行し，Fmθが出現しているのではないかと考えられる．

参考文献(1) 大熊輝雄，臨床脳波学-第5版-，医学書院，pp.99，2005(2) 浅田博，Fmθ研究の最新の動向，臨床脳波，Vol.52，
No.1，pp.50-57，2010(3) Michael J. Kahana，Robert Sekuler，Jeremy B. Caplan，Matthew Kirschen，Joseph R. Madsen，Human theta
oscillations exhibit task dependence during virtual mazenavigation，Nature，Vol.399，pp.781-784，1999(4) 上原康明，田中慶太，内川義則，金鳳洙，迷路課題遂
行中のFmθ波の時空間解析，電気学会論文誌C，Vol.129，No.10，pp.1778-1784，2009(5) 馬杉正男，信号解析-信号処理とデータ分析の基礎-，
森北出版，pp.53-55，2015(6) 石口彰，薬師神玲子，甲村美帆，認知心理学演習 視
覚と記憶，オーム社，pp.45-46，2012

5. 結論
本報告では， 次元迷路課題中の Fmθ波の出現とその迷路場所の結果について報告した．その結果，迷路場所による Fmθ波の平均コヒーレンスマップより，分岐点付近では TP の上昇によって Fmθ波と他の電極で有意性のある相関性が広がり，直線の道では，TP の上昇に伴う電極 Fz 付
近の Fmθ波の広がりはあまり有意的な関連性がないと考えられる．また，位相マップより電極 Cz の頭頂部付近において同期性が確認され，直線の道では電極 O1 の左後頭部付近において位相が進んでいることが確認された．これらの結果より，Fmθ波の脳内の伝達経路は頭頂部付近と左後頭部付近に関連性があると示唆される．
今後は，Fmθ波と頭頂部付近で確認された同期性と左後頭部付近で確認された位相の進みとの関連性，他の周波数帯域の脳波の関連性について検討を行いたいと考えている．

― 338 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）心嚢穿刺術トレーニングシステムにおける心臓模擬装置の開発
Development Of Heart Simulator In Pericardiocentesis Training System○磯野裕貴 1，小関義彦 2，鷲尾利克 2，山内康司 3
八尾武憲 4，荒船龍彦 1，本間章彦 1
1. 東京電機大学, 2,産業時術総合研究所 3,東洋大学 4. 京都岡本記念病院○Yuki Isono1 ，Yoshihiko Koseki2 , Toshikatsu Washio2 ,Yasushi Yamauchi3 , Takenori Yao4 ，Tatsuhiko Arafune1 and Akihiko Honma1
1. Tokyo Denki University, 2, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology,
3, Toyo University, 4. Kyoto Okamoto Memorial Hospital
１．

背景と目的

心タンポナーデとは鋭的心壁外傷などの心臓の損傷により血液が心臓から流出することで引き起こされる疾患である (1)．心臓とそれを覆う袋状の心膜との間に血液が貯留し，心臓の拡張を阻害するために心不全を引き起こし，数分の間に死に至る緊急度の高い疾患である．心タンポナーデは 100mL 程度の血液が貯留すると発生するとされるが，心膜外からの心嚢穿刺により排液す
れば，症状は消失する．しかし穿刺しすぎると心臓やその他の臓器を損傷する可能性があり，心タンポナーデ治療は難易度の高い術式である．
現在，様々な外科手技に対応した開胸型の手術トレーニング
システムは様々に製品化されているが，心タンポナーデを心膜の拍動や出血量まで再現したトレーニングシステムは開発されていない．我々は心タンポナーデ治療トレーニングシステムとして，心臓模擬装置，拍動流ポンプ，術者の器具操作計測系から構成されるシステムを開発している．
本研究の目的は，心タンポナーデ治療心嚢穿刺術トレーニン
グシステムにおける心臓模擬装置を開発し，評価することである．
製作した心臓模擬装置を用いて心タンポナーデ発症状態を再現
し，ビデオカメラにて拍動を計測し可視化して貯留血液と拍動抑制の関係を調べた．
２．方法
本装置の要求仕様として以下のことが挙げられる．
・実際の心臓と同じ分間流量 7L/min から 8L/min を満たす
・左心内径の拍動時変化幅の 16mm から 20mm を満たす
・100mL 貯留時の心室筋の圧迫を再現している・穿刺による心室筋の損傷の有無を確認できる
上記の要求仕様より設計した心タンポナーデ治療トレーニ
ングシステムにおける心臓模擬装置の模式図を図 1 に示す．
本装置は心臓の左心室の外側部分および隣接した心膜を再現しており，模擬心膜と模擬心室筋をアルミニウムの板で挟
み込み、心嚢の空間を再現した．この空間は急性心タンポナーデの発生条件である 100mL 程度の水を貯留できるように設計した．心室筋の下に補助人工心臓に用いられているダイ
アフラム機構を接続することで，実際の心臓と同じ流量の水を循環させ、心臓の拍動を再現できるよう設計した．
本装置に用いる模擬心室筋は株式会社ウェーブ製シリコンを用いて作成し，シリコンと硬化剤の比率が 100：1 の条件で作成したものを用いた．これは，株式会社イマダ製，縦型電動計測スタンドを用いてブタの摘出心臓から心膜と心室筋の引張試験を行い，測定された力学的特性と近似するシリコンの条件であったため選定した．図 2 に豚の心室筋とシリコンの力学的特性とその近似線を現したグラフを示す．

図 1 心臓模擬装置概要
本装置に用いる模擬心室筋は株式会社ウェーブ製シリコンを用いて作成し，シリコンと硬化剤の比率が 100：1 の条件で作成したものを用いた．これは，株式会社イマダ製，縦型電動計測スタンドを用いて引張試験を行い, 豚の心室筋との力学的特性が近いため選定した．図 2 に豚の心室筋とシリコンの力学的特性とその近似線を現したグラフを示す．

― 339 ―

図 2 豚心室筋とシリコンの力学的特性

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）上記の代替素材を心臓模擬装置に組み込み，既存の TAH 駆
動装置とオーバーフロー型模擬循環回路(株式会社イワキ製)で構成される心臓拍動流ポンプに接続し，心拍を再現した流
量の水を流す．実験回路の概要を図 3 に示す．
この時，心膜と心室筋の間にそれぞれ 40mL，80mL，100mLの水を貯留させ心タンポナーデ状態を再現し，正常状態である 0mL 条件下の心膜の高さと比較する．
心膜の上昇幅を算出するために，暗室にて心膜の中心位置に取り付けた蛍光マーカーに励起光を照射し、拍動の上昇幅
をビデオカメラで記録した．また本実験で得た結果と，厚さ1.0mm の天然ゴムを模擬心室筋として用いた場合の実験結果と比較した．

図 3 実験回路概要
３．結果および考察

表 1 シリコンと天然ゴムの実験結果比較

0mL
40mL
60mL
80mL
100mL
分間流量

シリコン
15.60 mm15.85 mm
16.39 mm
16.08 mm
4.4 L/min

天然ゴム
8.00 mm8.28 mm
7.87 mm8.85 mm
8.60 mm
7.2 L/min

実験結果を比較すると，シリコンで作製した模擬心室筋の場合，天然ゴムを用いた場合に比べ心膜上昇幅は 2 倍ほどの数値になった．引張試験で計測したシリコンの平均最大応力が 9.6N だったことに対し天然ゴムは 16.72N であった．このことから，天然ゴムに比べシリコンで作製した模擬心室筋が柔らかく，ポンプから流れる水圧を抑えきれなかったため，心膜上昇幅は高くなったと考える．健常者の左室拡張期における左室内径は 39mm から 55mm，収縮期では 22mm から44mm と報告されている．このことから，左室内径は拍動中に 16mm から 20mm 拡張し，左室外側はこの半径分が拡張していると考えられるため(2)，本装置は拍動時に 8mm から10mm 拡張する必要があると考えられるため，シリコンを模
擬心室筋に用いた場合，心室筋の拡張幅が要求仕様より5.6mm 高いため，模擬心室筋の面積を広くし，ポンプによる水圧による心室筋の拡張を分散させる必要が示唆された．
心臓模擬装置に流れる水の分間流量が天然ゴムの場合に比べ，シリコンでは 2.8L/min 低下した．これはシリコンを用いた場合，模擬心室筋の拡張幅が高かったため，天然ゴムに比べ心室筋部分に水が多く溜まり，水の流れを阻害したためと考える．
シリコンを模擬心室筋に用いた実験において正常状態の条
件下から 40mL 条件下と 80mL 条件下では心膜上昇幅が次第に高くなったが，100mL 条件下では 80mL 条件下よりも心膜の高さが減少した．天然ゴムを用いた実験結果においても，正常状態から 40mL 条件下では心膜上昇幅が高くなったが，60mL 条件下では心膜上昇幅が低下し，心室筋の拍動を抑制した．シリコンと天然ゴムの平均最大応力の関係性を考慮す
ると，シリコンを模擬心室筋に用いた場合心膜上昇幅が高くなったため，心室筋の拍動を抑制するための貯留液の量も増加していると考える．このことから，本装置においてシリコンを模擬心室筋に用いた場合，100mL 以上の貯留条件で拍動抑制を再現できると考える．
４．結論
本実験では，豚の心室筋に近い力学的特性を持ったシリコ
ン(シリコンと硬化剤比 100:1)を用いて心臓模擬装置にて拍動実験を行い，膜厚 1.0mm の天然ゴムを用いた場合の実験結果と比較した．本実験より，シリコンを用いた心臓模擬装置の拍動試験の場合，心嚢内へ 100mL 以上の貯留を再現できる機構の必要性が示唆された

図 4 心膜上昇幅
実験結果より，本装置において正常状態での心膜上昇幅は
最大 15.6mm であった．心嚢内に水を貯留させたとき全ての条件で貯留がない状態よりも心膜の高さが上昇した．本実験
結果と膜厚 1.0mm の天然ゴムを用いた場合の実験結果を比較した表を表 1 に示す．

参考文献
1) 加藤治文，標準外科学．第 13 版，：医学書院，2013．
2) 東 京 大 学 医 学 部 附 属 病 院 検 査 部
http://square.umin.ac.jp/kennsa/physicaltest/ucg/eachtest/nor
malvalues.html― 340 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

複合低エネルギを用いた冠動脈バイパス手術支援デバイスの開発- 吻合時温度変化の検討 Coronary Artery Bypass Grafting Device
using the Integrated Low-Level Energies Adhesion Technique- Temperature change during anastomosis procedure ○ 羽根田洋輔（茨城大）

増澤徹（茨城大）尾関和秀（茨城大）

長真啓（茨城大）岸田晶夫（東京医歯大）Yosuke HANEDA, Toru MASUZAWA, Masahiro OSA, Kazuhide OZEKI, Ibaraki University
Akio KISHIDA, Tokyo Medical and Dental University
Abstract: We have developed a coronary artery bypass grafting (CABG) device using the integrated low-level energies
adhesion technique. The CABG device hold the coronary artery by using a vacuum and anastomose with the termination of
a bypass vessel. In this paper, the temperature change of the adhesion point during the anastomosis was evaluated to reduce
the adhesion time. The air cooling of the heating part by the leaking air due to vacuum affected and prolong the heatingtime. The elimination of the air leakage and shortened vacuum process to hold the vessel could reduce the air cooling andthe adhesion time.
Key Words: Integrated Low Energy Adhesion Technique, Coronary Artery Bypass Graft, Automated Anastomosis
1.

緒言
虚血性心疾患の治療法として主に冠動脈バイパス手術が行われている．この手術は，左右の内胸動脈や右胃大網動脈などをバイパスグラフトとして採取し，閉塞した冠動脈と繋げてバイパスを形成することで冠動脈の血流を回復させる．バイパスグラフトと冠動脈を接合する方法として，
主に針と糸を用いて縫い合わせる縫合が行われている．しかし，縫合には熟練技術が必要であり，且つ心臓を止めずに行う手術では心臓の拍動により縫合を行うのが難しく，
手術時間が長引く原因となる．
そこで我々はこの問題を解決するため，熱・圧力を用いた複合低エネルギ生体組織接合技術 (1, 2) を用いた冠動脈バ
イパス手術支援デバイスの開発を行っている．
本デバイスでブタ摘出心臓を用いたバイパス手術に成功し，十分な吻合強度も確認したが，吻合に必要な温度へ達するまでの時間が 150 秒以上かかることがあった．
そこで本研究では，吻合時の温度変化を詳細に検討することで，吻合時間短縮方法を検討したので報告する．
2. 方法
2-1 冠動脈バイパス手術支援デバイスの概要
冠動脈バイパス手術支援デバイスと温度制御システムの概要を Fig. 1 に示す．本デバイスはバイパスグラフトと冠動脈に圧力を加えるアーム，バイパスグラフトの固定と血管を加熱する内筒，冠動脈を保持するための吸引口を備えた外筒で構成されている．加圧はアームを手で把持することで行う．加熱は内筒に巻かれたニクロム線に電流を流すことで行う．温度制御システムは，内筒内部に取り付けた
熱電対からの信号を PID 制御系でフィードバック制御し，
リニアアンプを介して内筒に巻かれたニクロム線に制御電流を流し温度制御を行う．
手術支援デバイスを用いたバイパスグラフトと冠動脈の吻合方法を説明する．まず内筒内部にバイパスグラフトを挿入し，血管の先端をめくってバイパスグラフトを内筒へ固定する．メスで切込みを入れた冠動脈内にデバイス先端を挿入する．デバイス先端から吸引を行い冠動脈をデバイ
スに固定し，バイパスグラフトと冠動脈の内膜同士を密着させる．内筒を加熱し，バイパスグラフトと冠動脈に熱を与える．アームを把持してアームを閉じることで血管を加圧して吻合する．

(a) Coronary artery bypass graft connecting device(b) Temperature control system
Fig. 1 CABG device and temperature control system.
2-2 吸引の有無が加熱過程に与える影響
デバイス加熱時の吸引が内筒の温度変化に影響している可能性が考えられたため，吸引の有無による内筒の温度変化を調査した．手術支援デバイス単体を用いて，吸引せず
加熱した場合と吸引しながら加熱した場合の内筒の温度を測定した．目標温度を 120℃とした．

― 341 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2-3 手術支援デバイス空気漏洩実験
上記の実験より，吸引によって空気流動が空冷効果を生じ，血管吻合時間に大きな影響を与えていることが判明した．デバイスに空気漏洩（吸い込み）箇所が存在している
可能性がるため，吸引中の手術支援デバイスの空気漏洩を確認する実験を行った．空気漏洩箇所は，内筒の温度を測定する熱電対を取り付けるための孔とデバイス外筒背面に内筒に巻かれたニクロム線を外に出すためのスリットが考えられた．空気漏洩箇所を粘土で閉鎖または開存させ，吸引・加熱を行い，その時の発生陰圧と内筒の目標温度到達時間を計測した． 目標温度は 120℃とした．
2-4 生体組織吸引時間を最短にした場合の温度測定
上記の実験で，吸引による空冷がデバイスの加熱特性に大きく影響することが分かったため，吻合シーケンスを，吸引→加熱→加圧・吻合から，加熱→吸引→加圧・吻合に変更し，ブタの小径血管と冠動脈を用いて，吸引時間を最小としたときのデバイス内筒の温度を測定した．小径血管にはブタ大動脈から分岐した内径約 3 mm の血管，冠動脈
はブタ心臓表面の冠動脈を用いた．熱電対を吻合部である
内筒先端部に取り付けた．加熱中に吸引し続けた場合と吸引を最短時間で行った場合の内筒の温度測定を行った．
3. 結果と考察
3-1 吸引の有無が加熱過程に与える影響
内筒の温度測定のグラフを Fig.3 に示す．吸引せずに加熱を行った場合は，約 60 秒で内筒の温度が 120℃に到達しているのに対し，吸引を行っている場合は，内筒の温度が120℃に到達するまでに約 120 秒かかっている．これは，吸引によって内筒が空冷されていたためと考える．吸引による空冷が加熱時間に影響を与えていることが判明した．

Fig. 4 Time variation of temperature
with air leakage and without air leakage
3-3 生体組織吸引時間を最短にした場合の温度測定
各条件での温度推移のグラフを Fig. 4 に示す．吸引をしながら加熱を行った場合は，吸引開始時に内筒温度が約100℃から約 30℃まで急激に低下した．また，吸引しながら加熱を行うと内筒の温度がほとんど上昇しないことがわかる．吸引を最短時間で行った場合は，吸引時は内筒温度が約 90℃から 40℃まで低下したが，吸引終了後に内筒の温度が急上昇した．以上の実験結果より，吸引時間を短くすることで，加熱時間を短縮することが可能であることが分かった．

Fig. 4 Heating with vacuum and with minimum vacuum
4.

Fig. 3 Heating with vacuum and without vucuum
3-2 手術支援デバイス空気漏洩実験
空気漏洩箇所を塞いだ場合は，陰圧は 0.099 MPa まで上がった．加熱開始から約 90 秒で目標温度に到達した．空気漏洩箇所を開存させた場合は，陰圧は 0.082 MPa までしか上がらず，加熱開始から目標温度に到達するまで約 150 秒かかった．発生陰圧と目標温度到達時間に差が生じていたことから，熱電対孔とニクロム線スリットが空気漏洩箇所
であり，加熱特性に影響を与えることが判明した．

結言
本研究で吸引による空冷が手術支援デバイスの加熱特性に大きく影響することが分かった．また，空気漏洩箇所を閉鎖することで，デバイスの加熱特性への影響を少なくすることができる．さらに，吻合シーケンスを変更し，吸引時間を最小にすることで，吻合時間を短縮することが可能であることが判明した．

参考文献(1) A Katoh, T Masuzawa, K Ozeki, A kishida, T Kimura, andT Higami, Development of tissue adhesion method using
integrated low-level energies, Medical Engineering &Physics, vol. 32, issue. 4, pp. 304-311, 2010.
(2) T Aodai, T Masuzawa, K Ozeki, A Kishida, and T Higami,
Effect of metal surface characteristics on the adhesion
performance of the integrated low-level energies method ofadhesion, Journal of Artifical Organs, vol. 15, no. 4, pp.
386-394, 2012.

― 342 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）糖尿病合併症バイオマーカーとしてのソルビトール検出用バイオセンサの開発〇月精 智子 1，瀧本 悠貴 1，紋川 亮 1，荒川 貴博 2，三林 浩二 2
東京都立産業技術研究センター バイオ応用技術グループ 1，
東京医科歯科大学 生体材料工学研究所 2〈要旨〉
糖尿病合併症は、組織中に蓄積するソルビトールが一因であることが報告されている。本研究では、糖尿病合併症のバイオマーカーとして有効性が示唆されているソルビトールに着目し、NADH 蛍光検出を利用した光ファイバ式のソルビトール用バイオセンサを開発した。本バイオセンサは、健常者及び糖尿病患者の血液および尿中のソルビトール濃度を含む、1.0-1000 µmol/L の範囲でソルビトールの選択的な測定が可能であった。本センサは、糖尿病患者に対する POCT 検査および日常的な健康管理への利用が期待される。
し、Point of Care Testing (POCT)検査や日常的な

1. はじめに世界の糖尿病人口は増加の一途をたどっており、

ヘルスケアテストでのソルビトール計測には、小大きな社会問題となっている。糖尿病は高血糖状型かつ簡便・迅速、高感度なセンサが求められる。

態が持続する疾患であり、慢性的な高血糖状態はそこで本研究では、高い基質特異性を有するフ

重篤な合併症を引き起こすため、糖尿病治療の主

ラビモナス属の微生物由来ソルビトール脱水素酵

な目的は合併症を予防することにある。糖尿病の素 (sorbitol dehydrogenase, SDH)に着目し、酵素

合併症は、細小血管障害（腎症、神経障害、網膜症）

反応により生成される還元型ニコチンアミドアデと大血管障害（冠動脈疾患、末梢動脈障害、脳卒中

ニ ン ジ ヌ ク レ オ チ ド (nicotinamide adenine

等）に分類されており、これら合併症の発症メカ

dinucleotide, NADH)の蛍光増加を、光ファイバ型

ニズムとして、(1)ポリオール代謝の亢進、(2)ヘキの光学システムにて検出することでソルビトール

ソサミン代謝の亢進、(3)終末糖化産物 (AGEs)のを測定するバイオセンサを構築し、その特性を評

増加、（4）プロテインキナーゼ C (PKC)の活性化、価した。また実際の生体試料として、ラットの血(5)活性酸素種の増加が提唱されており、近年では、

漿に添加したソルビトールを測定し、本センサにこれら５つの仮説が密接に関与している可能性がよる生体サンプル中ソルビトールのバイオ計測の示されている[1]。特に、ポリオール代謝の亢進は糖可能性を検討した。

尿病の初期段階から観察され、他の代謝の起点となると考えられており、ポリオール代謝亢進によ2. 実験方法

り増加するソルビトールは糖尿病合併症の１つのソルビトール用バイオセンサの構築
本バイオセンサは、下記の SDH 反応式により指標として考えられている。
既存のソルビトール測定法としては、酵素法、ガスクロマトグラフィ法、高速液体クロマトグラ

生成する NADH の蛍光を検出することでソルビトールの測定を行う。

フィ法があるが、臨床検査ではマイクロプレート
リーダーを用いた酵素法が使用されている。しか― 343 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）NADH の蛍光検出システムは、二分岐の光ファソルビトール標準溶液の負荷による NADH の蛍

イバの両端を「バンドパスフィルタ(band-pass

光出力の変化を分光器もしくは PMT で測定し、wave length: 330–350 nm)を介した励起光源(UV-

評価した。またバイオセンサの選択性評価では、

LED, λp = 335 nm) 」と「ロングパスフィルタ(cut-

血液等の生体サンプルに含まれ、類似の構造を有off wavelength: 400 nm)を介した分光器」に接続する糖アルコール及び単糖を用い、出力値の比較し、その先端に光ファイバプローブを取付けて構を行った。

築した。また、光検出器として光電子増倍管(PMT)を使用することも可能で、その際はバンドパスフ

生体試料調整サンプルによるソルビトール計測

ィルタ(band-pass wavelength: 480–500 nm)を用

生体試料中のソルビトール計測では、ラットのいた。ソルビトール測定のバイオセンサは、多孔ヘパリン加全血の遠心分離により得られた血漿に、質の親水性ポリテトラフルオロエチレン膜に、生処理後の最終濃度が 100 µmol/L になるようにソ

体 適 合 性 を 有 す る ポ リ マ ー (MPC-co-EHMA,

ルビトールを添加した溶液を生体試料調整サンプ

PMEH)を用いて包括固定化した SDH 固定化膜を、ルとして用いた。まず、生体試料調整サンプル 100

光ファイバプローブの先端に装着した（図 1）。

µL に過塩素酸溶液(1.0 mol/L)100 µL を加えて混合した後、3000 rpm で 10 分間、遠心分離を行う
ことで血漿中のタンパク質を除去した。その後、得られた上清に水酸化カリウム溶液(1.0 mol/L)60µL を加えて pH 7–9 に調整した後、5000 rpm で
10 分間、遠心分離を行い、得られた上清をバイオセンサによる計測に供した。
3. 結果および考察

図 1. SDH を用いたソルビトール用バイオセンサ

NADH 蛍光検出システムの特性評価構築した NADH 蛍光検出システムに NADH 溶液を負荷したところ、491 nm にピーク波長を有す

ソルビトール用バイオセンサの評価方法
まず構築した NADH 蛍光検出システムの評価

る蛍光出力が得られた。また、NADH 濃度の増加を行った。300 µL の純水を満たしたキュベットにに伴い蛍光強度の増加が確認され、分光器を用い光ファイバプローブを浸漬させ、NADH 標準溶液たシステムでは 1.0–200 µmol/L の範囲で NADH

を目的濃度になるように滴下し、NADH(蛍光波の定量が可能であることが確認された（図 2）。

長：491 nm)の蛍光強度の変化を分光器にて測定した。次に、SDH 及び NAD+を溶解したトリス塩
酸緩衝液に、ソルビトール標準溶液を目的濃度になるように滴下し、蛍光強度変化を分光器にて検出することで、ソルビトールの測定を行った。ソル ビ ト ー ル 測 定 時 の NAD+ 初 期 濃 度 は 、 100µmol/L のソルビトール溶液に対する NAD+溶液(100 µmol/L–100 mmol/L)の蛍光強度を調べ、最適な濃度を選定した。次に、ソルビトール用バイ
オセンサの特性は、NAD+を含むトリス塩酸緩衝液を満たしたキュベットにセンサ感応部を浸漬し、― 344 ―

図 2. 蛍光検出系の NADH に対する定量特性

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ソルビトール用バイオセンサの最適化
SDH を緩衝液に溶解し、構築した NADH 蛍光
検出システムにて溶液中での酵素反応を調べたと
ころ、ソルビトール溶液の負荷後直ちに NADH の
蛍光強度の変化が観察された。なお、出力安定値
ま で に 要 し た 時 間 は 約 3 分 で あ り 、 1.0–100µmol/L の範囲でソルビトールの定量が可能であった(R=0.994)。次に、NAD+濃度が酵素反応に及ぼす影響を調べたところ、低濃度では酵素反応に時間を要し、蛍光出力も微弱であったが、NAD+濃度の増加に伴い反応速度が上昇し、蛍光出力は10.0 mmol/L において最大値を示した。さらに高図 3. SDH バイオセンサのソルビトールに対する定量特性（実線：定常値、破線：傾き最大値）

濃度になるに従い、蛍光出力が漸次減少することが確認されたことから、本センサでの NAD+の設

生体試料調整サンプル中のソルビトール計測

定濃度を 10.0 mmol/L とし、ソルビトール測定にソルビトール溶液を添加した血漿をバイオセン用いることとした。なお光検出器として、分光器

サでの計測に供したところ、緩衝液中ソルビトーと PMT を比較したところ、分光器に比して SN 比ルに対するセンサ出力(100%)に比して、血漿中ソが約 2.6 倍向上することが分かり、PMT の使用にルビトールでは血漿サンプルの夾雑物の影響と考よりバイオセンサの高感度化が可能であった。

えられる若干の出力低下(86.7%)が確認されたものの、血液中のソルビトール計測に展開できる可ソルビトール用バイオセンサの性能評価

能性が示唆された。

PMT を用いたシステムにてソルビトール溶液を測定した結果、ソルビトール溶液の負荷に伴い

4. まとめ

蛍光強度の著しい増加(95％応答：4.5 分)が観察さ

本論文では、SDH 固定化膜を NADH 蛍光検出

れ、出力の定常値からソルビトール溶液に対するシステムの光ファイバプローブに装着し、ソルビ

定量特性を調べたところ、1.0–1000 µmol/L の範

トール用バイオセンサを構築した。PMT を用いて囲で高い相関(R=0.989)を得ることができた。また構築したソルビトール用バイオセンサは、血液及短時間でのソルビトール測定を可能にするために

び尿中ソルビトール濃度を含む 1.0–1000 µmol/L

蛍光強度の微分解析処理を施し、蛍光強度変化（傾の範囲でソルビトールの定量が可能であり、90 秒き）の最大値からソルビトールに対する定量特性程度での迅速な測定を実現した。また糖類に対しを調べたところ、出力の定常値と同様に、1.0–1000て選択的なソルビトール計測が可能であり、血漿µmol/L の範囲でソルビトールの定量が可能で、90中ソルビトール計測の可能性が示唆された。本バ

秒での測定が可能であった。PMT を用いたバイオ

イオセンサを用いることで、体内における糖代謝

センサの定量範囲は、血液及び尿中ソルビトール

解析の一助になり、糖尿病患者に対する合併症評の濃度を含んでおり、簡便・迅速な糖尿病合併症価への利用が期待される。

の評価への展開が期待される（図 3）。
なお糖質等に対するセンサ出力を比較したとこ

参考文献

ろ、微生物由来 SDH を用いたバイオセンサでは、[1] M. Brownlee, Biochemistry and molecular

ソルビトールのみ高い蛍光出力を示し、酵素の基cell biology of diabetic complications, Nature,

質特異性に基づく高い選択性が確認された。

2001, 414, 813–820.

― 345 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）大腸内視鏡検査の自動化の研究
Study on automation of large intestine endoscopic examination
  ○学 高橋 直樹（日本工業大学院）正 中里 裕一（日本工業大学）

Naoki TAKAHASHI, Nippon Institute of Technology
Yuichi NAKAZATO, Nippon Institute of Technology nakazato@nit.ac.jp
In this study, we develop automatic large intestine endoscopy. Especially, we give attention to an automatic advancing
mechanism for large intestine endoscopy. This delivery device is intended to reproduce an endoscope insertion method
performed by a doctor and to insert an endoscope. As an action necessary for reproducing, it is necessary to move the endoscope
linearly in the roll axis direction and rotate it in the roll axis direction. It is also necessary to perform this operation at the sametime. Therefore, in this research we proposed a device that can perform these two operations.
Key Words: large intestine endoscopy, medical support, In-pipe running

．研究背景
日本人の平成年度における死因の第一位は悪性新生物 癌 となっている  。この癌の内でも、大腸癌での死亡数は約五万人と癌の中で第二位となっている。
大腸癌は初期の段階では、自覚症状がほとんど無く、異常に気づいた時には既に末期になっている場合が多い癌である。そのためこまめな検査を行うことが重要である  。
 大腸内の検査方法は主に内視鏡を用いた大腸内視鏡検査を用いる、この検査は肛門から小型カメラが搭載されたチューブを患者の体内に挿入して大腸全体を観察する検査である  。この検査は患者への苦痛が大きくなる場合が多い上、この検査を行う術者の技量に大きく依存してしまう。また全国で行われた約  万件の大腸内視鏡検査のう
ち約  件で内視鏡による穿孔などの偶発症が発生し、そのうち  人が亡くなっている  。本研究では、これらの問題点に着目し、内視鏡検査の自動化と小型化を目的とする

 内視鏡挿入方法の現状
大腸内に内視鏡を挿入し大腸内の走行を行うに当たり最も考慮しないといけないのが 6 状結腸のカーブ部分での挿入である  。内視鏡をそのまま大腸内に挿入していく
場合大腸は図  のような状態になり 6 状結腸の最初のカーブ部分 % と 6 状結腸と下降結腸の間のカーブ部分 & が過剰に伸ばされ苦痛が発生する。そのため、医師が行う患者に負担が掛からない挿入方法を再現し内視鏡を送り出す必要がある。本研究では軸保持短縮法という挿入方法に着目した。この挿入方法は 6 状結腸を内視鏡挿入時に直線的に伸ばしカーブ部分 % と & の曲率を低減する方法である  。この場合大腸は図  のような状態になる。


．装置の開発指針

 大腸管には膨らみとくびれがあり、また伸縮性と膨張性が高い  。そのため伸縮を用いた機構やぜん動運動を用いた機構での走行は難しいと考えられる。これらの点を考慮して大腸内の移動を行う必要がある。
 移動機構の提案
 本研究では、自走して検査を行う管内自走行型の移動機構ではなく、医師が行う外部よりの大腸内視鏡の送り出しを行う専用の装置を提案する。また本装置は患者に苦痛を与えずかつ安全に大腸内に内視鏡を挿入していくため、装置での挿入を前提とした先端部に屈曲機構や管中間部に複数の自由度を設けた内視鏡が必要になると考えられる。
 送り出し装置の機構
大腸をたたみ 6 状結腸を直線化する動作を行う軸保持短縮法を行うためには、内視鏡をロール軸方向へ直進させる動作とロール軸方向で回転させる動作の二つの動作、内視鏡の先端部アングルを変化させる首振り機能が必要である。

Fig.1

Insertion drawing of endoscope in colon (5)Fig.2

Insertion drawing of endoscope in colon  













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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）送り出し装置の機構
医師が内視鏡を大腸内に送り出す際の速度は PPV～PPV、内視鏡の引き戻しを行う際の速度は PPV と想定する  。内視鏡をロール軸まわりに回転させる動作は
GHJV～GHJV この条件を満たす機構として以下に示す機構を提案する。また内視鏡の先端部のアングルを
GHJV、曲率半径は FP で動作させる。
 提案機構
 ロール軸方向及びロール軸回転動作
図  に装置構想図を示す。内視鏡をロール軸方向へ直進させる機構は、内視鏡を二つのローラー$ と % ではさみ $をモーターによって回転させることによって行う。ロール
軸に回転させる機構は円柱状の回転部 & で行う、この回転部 & を  つの軸受けで支え、それをモーターと直結したローラー' によって回転させる。
送り出し装置での内視鏡挿入手順
内視鏡送り出し装置で内視鏡の挿入を行う場合以下の手順で挿入を行うことで大腸内の状態を図  の状態ではなく図  の状態で内視鏡の挿入が行えると考える。まず内視鏡を 6 状結腸の最初のカーブ部分である % まで挿入していく。% に到達後内視鏡をロール軸に右回転し直腸を直線化する。その後内視鏡を引き戻し、大腸を折りたたんでいく。ある程度まで内視鏡を引き戻したら、引き戻し動作と同時に内視鏡をロール軸に回転させ 6 状結腸を直線化させる。
考案機構での問題点
提案した機構に問題が無いか検討した。その結果以下の問題点が見つかった。
第一に提案機構では装置が大型化し装置全体のコストが高くなるという点、第二に内視鏡をロール軸に回転を行う際に回転部に内蔵されたモーターのケーブルが捻じれてしまい故障の原因になりやすい点がある。
そのためこれらの問題点を解消した機構を提案した。
新提案の機構
上記の問題点を解決した機構として特殊なホイールを使用した機構を提案する。この機構は内視鏡を右側と左側の両方向からホイールで挟むことで内視鏡を固定し、このホイールを回転させることで内視鏡の移動を行う。
このホイールは、ホイールの表面上に複数搭載された小ローラーにより各ホイールの回転方向に応じて自由度の高い移動が出来る。この特性を利用することで、内視鏡の送り出しと回転動作を行うことが出来ると考える。
試験機の製作
 本装置を製作するにあたり、提案した本機構での内視鏡の送り出しなどの各種動作を行うことが可能かを実験する必要がある。そのため、本機構を再現した実験機を製作し、これを用いて内視鏡の送り出しなどの各種動作の実
験を行うことで装置の動作を確認する。

．結論

 大腸内視鏡検査の自動化を目的とした内視鏡送り出し装置を考案した。本装置は軸保持短縮法を再現し内視鏡を挿入することを目的し、これが行える送り出し装置の機構を構想し提案した。
．今後の予定

 試験機完成後、各種動作実験を行い装置の動作を確認する。動作実験後、試験機を改良し、実際の内視鏡に対応させる。その後研究室の大腸シミュレータを使い各種実験
を行う。


参考文献
 厚生労働省白書 人口減少社会を考える 市原隆夫 手術日までに患者が知りたい大腸癌  年金原
出版株式会社 S
 長浜隆司 カラー写真で必ずわかる！消化器内視鏡  年
羊土社 S～S 内田さえ 人体の構造と機能 第四版  年医歯薬出版株式
会社 S～S 高木篤 腸にやさしい大腸内視鏡挿入法  年 医学書院
S～S
 工藤進英 大腸内視鏡挿入法第  版軸保持短縮法のすべて
 年 医学書院 S～S 五十嵐正広 動画で学ぶ大腸内視鏡挿入法トレーニング 年 日本メディカルセンター







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
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


(a) Front view of the equipment                 (b)Side view of the equipment
Fig.3 appearance view of endoscope delivery device― 347 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）効果的な心房細動アブレーション戦略構築に向けた光学電極同時計測システム
Electrical and Optical Simultaneous Mapping for Effective Ablation Strategy of Atrial Fibrillation○浅野圭佑（東京大学） 富井直輝（東京大学）
本荘晴朗（名古屋大学）

山﨑正俊 （東京大学）

神谷香一郎（名古屋大学）

柴田仁太郎（新宿三井ビルクリニック） 佐久間一郎（東京大学）
Keisuke Asano, The University of Tokyo
Naoki Tomii,, The University of Tokyo
Masatoshi Yamazaki, The University of Tokyo
Haruo Honjo, Nagoya University
Kaichiro Kamiya, Nagoya University
Ichiro Sakuma, The University of Tokyo
Abstract: In ablation therapy for atrial fibrillation diagnosis using catheter electrode is conducted, but there is not enoughvalidation of estimation accuracy of myocardial excitation. In this study, we developed electrode and optical simultaneous
measurement system. This system is comprised of optical mapping that can measure propagation of cardial action potential
with high spatiotemporal resolution using high speed camera and of 20 micro electrodes placed on the myocardial surface inthe visual field of camera. We measured plane wave with the pacing and spiral wave reentry during fibrillation, and comparedresults of measurement. Synchronization of wave front was observed in both plane wave and spiral wave reentry, andaperiodic and complex electrical waveforms were measured near center of spiral wave reentry.

Key Words: Spiral reentry, optical mapping,いる[1]. その一方で, 非発作性の心房細動に対しては肺静脈隔離術による治療効果は不十分である事が知られている. そ1.はじめにの原因として, 発作性心房細動と比べ非発作性心房細動では,

心房細動は加齢に伴って高い有病率を示す疾患であり, そ

電気的リモデリングの効果によってより複雑な旋回性興奮波の患者数は高齢化に伴い年々増加している. 心房細動の原因が心房内に発生するためと考えられている. そこでより効果は心房内に発生する旋回性興奮波（SW : Spiral Wave reentry）

的な焼灼標的の同定のため, 計測用カテーテル電極を用いたであると考えられており, その治療法として血管からカテー

電気計測による診断方法がこれまで検討されてきた. (CFAE,

テルを心房内に挿入し, 高周波通電により心筋組織の一部をmapping [2], FIRM mapping [3]). しかし, 興奮様態の推定精度

焼灼する事で異常興奮の伝導をブロックするカテーテルアブに関しては十分な評価が行われておらず, 非発作性の心房細レーション治療が一般的に行われている. 心房細動の中でも動に対する効果的な焼灼戦略は未だ確立していない.

発作性心房細動に対しては, Haissaguerre らによって提案された肺静脈隔離術と呼ばれる術式が有効であることが知られて― 348 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）カテーテル電極を用いて行われる電気計測法は, 心臓の興奮に伴い発生する心筋の細胞外電位の変化を電極によって計測する手法であり, 空間解像度に限界がある. 一方, 心臓内に発生する電気的興奮波をより詳細に計測するための手法として光学マッピング法がある. 光学マッピングの計測原理を
Fig.1 に示す. 膜電位感受性色素で染色した心臓に励起光を照射する事で発生する蛍光は, 各心筋の細胞内外の電位差である膜電位に応じて波長が変化する性質をもつため, ハイパス
フィルタを用いる事で心臓各点の膜電位波形を輝度変化の波形として計測する事が可能である. 光毒性を有する膜電位感
Fig.1 Principle of optical membrane potential measurement.

受性色素を用いるため, 光学マッピングは直接の臨床応用は困難である一方で, 高速度カメラを用いて高時空間分解能で心臓の活動電位の伝播を計測可能であるため, 心臓の興奮様態を詳細に解析することが可能である.
そこで本研究では, カテーテルを用いた電気計測と詳細な
興奮伝播様態の関係を明らかにする事を目的として,高速度カメラと微小電極による光学・電極同時計測システムを構築
し, 各計測手法による計測結果を比較した.

Fig.2 Electrode and optical measurement sysytem

２．方法
光学・電極同時計測システムの構成図を Fig.2 に示す.本シス
テムでは,計測開始トリガ信号によって光学マッピングと電極計測を同期させた.本システムを用いて, 心臓の心尖部からの通電刺激により発生させた, 計測画面上を下から上に伝播

Aする平面興奮波と, 通電刺激によって細動を模して発生させた旋回性興奮波のそれぞれを計測した.
○ 光学計測ウサギ摘出心からランゲンドルフ灌流心標本を作成した

Fig.3 Optical measurement image and electrode pattern

のち, 膜電位感受性色素 di-4-ANEPPS で染色し, 灌流液でせ, Bath 内の灌流液の１点を基準電位として各電極の電位満たした Tissue Bath に設置した. 波長 520 ㎚の LED を用い計測を行った. 各電極の電位信号は増幅装置（MEG-616, 日て励起光を照射し, 600 nm のロングパスフィルタを通して本光電）を用いて増幅した後 , AD 変 換器（ Contec, AI-計測した.カメラには Photoron 社の Fastcam SA4 を用い

1664LAX-USBFCRKE34000295）を用いてディジタル信号にて,512×512pixel,1000fps で撮影した.得られた計測データに変換し 1ms 周期で PC に記録した.

対し,各計測点の時系列信号を反転正規化する事で膜電位波形を導出した.

３．結果○

Fig.4 に, Fig.3 で示した計測電極における電極計測と,電極近電極計測

光学計測視野内の電極配置を Fig.3 に示す. Tissue Bath の傍の光学計測のそれぞれの結果を示す. A は平面波, B および計測前面に 20 個の微小電極を配置して心臓表面に接触さC は旋回性興奮波発生時の結果であり, B は旋回興奮波の中心― 349 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

A

A

B

C

B

Fig.5 Time series membrane voltage mapping with opticalmeasurement. A: planer wave, B: Spiral wave (far from thecenter), C: Spiral wave (near the center)
４.考察
Fig.4A で示した心外膜電位波形と膜電位波形から, 光学計測

Cと電極計測で興奮タイミングの同期が見られた. また旋回性
興奮波においては, Fig.4B の波形から旋回中心が電極近傍にない場合には, 旋回性興奮の周期に応じた周期的な波形が電極計測と光学計測の両方において見られた. 一方で Fig.4C の波形では, 旋回中心が電極近傍にある場合には,電極計測において非周期的で複雑な電位変化の波形が見られた.この結果
は, 旋回性興奮の旋回中心付近において発生する複雑な細胞外電位変化を正しく捉えていると考えられ, 電気生理学的に妥当な結果と言える.

Fig.4 Time series signal of optical and electrode5.結論

measurement. A: planer wave, B: Spiral wave (far from the

光学マッピングと電極を用いた心臓の同時計測システムのcenter), C: Spiral wave (near the center)構築を行い, 同時計測実験により平面波と旋回性興奮波の計が電極近傍にない場合, C は電極近傍に旋回中心がある場合測を行った. その結果, 平面波と旋回興奮波の違いや, 旋回の結果である. それぞれの場合の光学マッピングによる興奮

中心と電極の位置関係による違いによって,電極計測波形に

伝播計測結果を Fig.5 に示す.

違いが現れる事を実験的に確認し, 本システムを用いた電極マッピング手法の制度検証実験の可能性を示した.

参考文献― 350 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）[1] Hasaguerre M et al., ”Spontaneous Initiation of Atrial
Fibrillation by Ectopic Beats Originating in the Pulmonary Veins,”
N Engl J Med. 339(10), 659-666 (1998)[2] Nademanee K et al., “A new approach for catheter ablation of
atrialfibrillation:

mappingoftheelectrophysiologic

substrate,”JACC. 60(11) , 2044-2053 (2004)[3] Narayan SM, Krummen DE, Shivkumar K, Clopton P, Rappel
WJ, Miller JM, “Treatment of Atrial Fibrillation by the Ablation of
Localized Sources.”JACC. 60(7) , 628-636(2012)― 351 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）パルスジェットメスアプリケータのファントムと生体脂肪組織における破砕力向上設計○荘敬介 1 鷲尾利克 2, 矢野智之 3 , 荒船龍彦 41,4.東京電機大学,2.産業技術総合研究所,3.東京医科歯科大学,

1.

ブタの摘出脂肪(背脂)を用いた．アプリケータの先端は研究背景・目的

ゼラチン，背脂のそれぞれ表面に密着するように固定

本研究室では脳下垂体腫瘍の破砕と，細血管や神経した．

の温存を両立させる治療デバイスとしてレーザパルス

気泡の取り込みによる破砕力の変化を定量化するたジェットメス（Laser Induced Liquid Jet：LILJ）の開発

めに未加工のアプリケータと加工したアプリケータのを行ってきた 1)．

計 4 つを用いて，LILJ の出力を 3Hz，出力電圧 0.90kV

現行の LILJ は脳下垂体腫瘍腺腫を対象に臨床応用研で 10 発ジェットをゼラチンに射出した．その様子を高究で一定の成果を挙げているが，新たに形成外科領域

速度カメラで撮影した．ブタの摘出脂肪には未加工のにおける脂肪組織の選択的な破砕と細血管や神経温存

ハンドアプリケータと先端から 3 mm の位置に小孔加に関する医療ニーズ解決に向けた改良を進めている，

工したハンドピースを用いて実験を行った．

脳組織に比べ脂肪組織は硬く，繊維質であるため，
今の LILJ では脂肪組織を自在に破砕する事は難しい．
光源

そこで，本研究は破砕力向上の方法としてバブルジ
ェットの効果に着目し，ジェットに微小なバブルを効
率よく混入させたバブルジェット型 LILJ を新たに開発2mする事を目的とした．
2.

ゼラチン(5%)High Speed Camera

バブル射出 LILJ アプリケータの開発と評価

Figure 2

ジェットに空気を巻き込ませるために金属細管の先端からそれぞれ 3，6，12mm の位置に φ0.3mm の小孔を 1 か所あけた 3 種類のアプリケータを製作した．

ブタ摘出脂肪組織(背脂)実験システム

ゼラチンを破砕対象にしたときの結果を Figure3 に示す．

Figure1 に LILJ アプリケータの改良を示す．
蒸発による気泡

光ファイバ
小孔(φ0.3mm)

Figure 1

金属細管

アプリケータの改良加工したハンドアプリケータと未加工のハンドアプ
リケータのそれぞれ先端を水中に入れジェットを射出
し高速度カメラ(Fastam-Max，フォトロン社)で撮影した．

Figure 3

ゼラチンを破砕対象にしたときの毎発ごとの深さ

先端から 3 mm の位置に小孔加工したアプリケータが最も破砕力が大きく未加工に比べ 1.5 倍以上深く掘れ

この時，加工ハンドアプリケータの小孔は水中には入た．6 mm では掘った深さは未加工と変わらず，12 mm

れなかった．

では未加工を下回った．また，すべてのジェットにお小孔加工済みアプリケータから水中に射出されるジ

いてゼラチンはある一定以上の深さを維持した．

ェットには気泡が混入し，未加工アプリケータのジェットには気泡が混入しない様子が観察された．このことから小孔加工したアプリケータ全てにおいてバブル
ジェット射出を確認した．
3.

バブルジェットメス破砕力評価
実験システムを Figure2 に示す．
生体組織を模擬するため質量濃度 5％のゼラチンと― 352 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）次にブタの摘出脂肪組織にジェットを射出した結果
を Figure4，5 に示す．

Figure 4ブタの脂肪における電圧ごとの掘った深さ

Figure 5ブタの脂肪における電圧ごとの掘った面積

ブタ摘出脂肪において掘った深さにはほぼ差はなかったが掘った面積では未先端から 3 mm に加工したア
プリケータの方が加工に比べ大きいことが確認できた．

4.

考察
ハンドアプリケータの金属細管に小孔をあけることでジェットにバブルを巻き込ませることができ，小孔の位置によって破砕効果に差が生じ未加工の従来品に比べて破砕力が向上されるもの，抑制されるものが確認できる．また，ある一定以上の深さを維持したことから LILJ の深堀りしすぎない特徴はそのままに破砕力を制御できることが示唆された．

5.

今後の予定
本研究で開発した破砕力を増したバブル型ジェット

メスを用いてバブルジェットのメカニズムを明らかにし，人間の脂肪組織により近いもので評価する．

文 献(1) Ogawa Y, et.al.: “Pulsed laser-induced liquid jet
for skull base tumor removal with vascularpreservation through the transsphenoidal approach:a clinical investigation”, Acta Neurochir
153(4):823-830.2011.

― 353 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）内視鏡補助ツールシステムの開発
Development of a tool system to support endoscope○長谷川健太（芝工大）， 鈴木啓太（株式会社ナノ・グレインズ），和田則仁（慶応大），
高橋良至（東洋大），李虎奎（芝工大），花房昭彦（芝工大），米田隆志（芝工大）Kenta HASEGAWA, Shibaura Institute of Technology Keita SUZUKI, nano grains Co., LTD.
Norihito WADA, Keio University Yoshiyuki TAKAHASHI, Toyo University
Hokyoo LEE, Akihiko HANAHUSA, Takashi KOMEDA, Shibaura Institute of Technology

Abstract: Natural Orifice Translumenal Endoscopic Surgery (NOTES) is one of the minimally invasive surgeries.
However, this surgery is very difficult to surgeons because they cannot have enough view of an operative field to performthe surgery in this operation. In this paper, I introduce the supporting tool system to solve this problem. We designed thetool, which can be used easily and useful. Surgeons insert the tool with an endoscope to patient’s abdominal cavity frompatient’s mouth. This tool can ensure the field of view (FOV) of workspace by using a miniature cameras and LEDs. I
confirmed the design of a tool is effective for the fixation ability of the tool. In addition, from the operation experiment, I
also confirmed that a series of movement was possible with the tool and tool can get wide view of operating field with acameras and LEDs. The support tool has great potential to increase safety and demand of NOTES surgery.
Key Words: Natural Orifice Translumenal Endoscopic Surgery (NOTES),endoscopic surgery, surgical assist system.
1. はじめに
従来の外科手術では，開腹手術に代表されるような侵襲性の高い手術が行われてきた．近年，内視鏡などの手術器機の発達や，手術時における患者への負担軽減および早期回復を目的に，従来に比べて低侵襲な検査や治療が重視されている．腹腔鏡手術などをはじめとする内視鏡を用いた内視鏡手術は，低侵襲手術の代表であり，中でも経管腔的
内 視 鏡 手 術 NOTES(Natural Orifice Translumenal
Endoscopic Surgery)は最も低侵襲な手術方法として注目されている．Fig. 1 に NOTES の概要図を示す(1)． NOTES とは，口や肛門など人体に存在する自然開口部から軟性内視鏡を体内へ挿入し，管腔壁を切開後，体腔内へ進入して患部の治療を行う方法である．自然開口部を利用することか
ら，体表面に無切開で治療が可能であり，整容性，疼痛の軽減などに優れ，患者の術後 QOL(Quality Of Life)の低下防止，早期回復への寄与が期待されている (2)．しかし，NOTES
は軟性内視鏡のみで全治療を行うため，術者は腹腔内の限られた空間内で，内視鏡先端に搭載されたカメラから得られる狭い術部視野の下で手技を行う必要があり，手技の難化や安全性の低下が懸念される．こうした施術時における医師の技術的負担の軽減は，NOTES の普及を進める上で不可欠である．しかし，上記の課題を解決可能な装置は現在までに報告なされていない．
本研究では，上記の課題解決のため，内視鏡に取り付けて体内へ挿入可能で，カメラや照明を用いて術部の俯瞰的視野を提供可能な内視鏡補助ツールシステムの開発を行ったので報告する．
2. 要求仕様
本研究では，NOTES の中でも男女共に適用可能な経胃的アプローチを想定し，補助ツールの要求仕様として以下の6 項目を定めた．なお，補助ツールは軟性内視鏡に取り付けて内視鏡と共に体内へ挿入可能で，腹壁に固定して術部の広範囲視野を確保可能なものとする．
[1] 全長，直径の最大は 20[mm]
補助ツールは，内視鏡先端に取り付けて口腔から挿入し，咽頭部や食道を通過するため，最大全長および直径は20[mm]とする．
[2] 滅菌可能な材料補助ツールは体内へ挿入するため，滅菌可能な材料で作製する．
[3] 簡便な操作での駆動
NOTES では処置具の操作空間が限定されるため，術者には繊細で複雑な操作が要求される．医師の負担軽減および手術時間短縮のため，簡便な操作での駆動が可能な機構とする．
[4] 速やかな設置，回収が可能
補助ツールは内視鏡に取り付けて術部まで到達し，操作者の意図する腹壁位置への設置と術後の速やかな回収が要求される．
[5] 内視鏡の動作を妨げない構造
補助ツールは体内への挿入時及び体外への回収時，内視鏡先端に取り付けて口から腹腔内までを移動する．本補助
ツールは内視鏡先端の可動領域に装着するが，その際に内視鏡の動作や操作へ影響を与えない設計や設置方法とする．
[6] 体内を傷つけない形状・機構
補助ツールは内視鏡に取り付けて体内へ挿入するため，体内を傷つけない形状・機構とする．
Gallbladder

StomachForceps― 354 ―A perforated region
EndoscopeFig. 1 Concept of the NOTES(1)LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 内視鏡補助ツールシステムの概要
Fig. 2 に補助ツールの概要図を示す．本研究では，内視鏡に装着して自然開口部から体内への挿入および腹腔内への運搬が可能で，腹腔内では磁石を用いて腹壁に設置し，搭載したカメラと照明により術部の俯瞰的視野の確保が可能な内視鏡補助ツールの開発を行う．Fig. 3 にツールの外観と構成を示す．本ツールは，上部部品，下部部品，それらとリンク機構を構成する 4 本のアームとアームサポート，
アーム開閉用のワイヤで構成されている．体外の磁石との吸着力を利用して腹壁への固定を実現するため，ツール上部には磁性を持つ金属を使用している．アームの開閉はアームとアームサポートによって構成されたリンク機構を，ワイヤ牽引によって駆動させることで行う．また，アーム先端に視野確保用カメラおよび照明装置を搭載する．更に，アーム開放時はスナップフィットを用いたロック機構により，ワイヤ牽引を必要とせずに，アーム開放状態の維持が可能である．
Magnets
Abdominal Cavity
Endoscope
StomachCameras and LEDs

Fig. 2 Concept of the tool
Upper partArm support
Arm
Lower partWire(open)
Wire(close)

Cameras and LEDs

Fig. 3 Overview of the tool

4. 内視鏡補助ツールの動作機構
Fig. 4 に内視鏡補助ツールの 3D モデル断面図を示す．本
ツールは，4 本のアームとアームサポートで構成されるリンク機構をワイヤ牽引による下部部品の上下移動によって駆動させルことでアームの開閉を行う．

Upper partを上部部品(Fig. 5 上部)および下部部品(Fig. 5 下部)に備え，これらを利用したロック機構を搭載することで，ワイヤ牽引を継続せずにアーム開放状態を維持することが可能とな
り，継続的な視野確保を可能とする設計とした．
(a)(b)

Fig. 5 Overview of the snap-fit design(a) and Overview of
the tool(b)4.2 視野確保用装置について
Fig. 6 に 視 野 確 保 用 カ メ ラ ( 株 式 会 社 サ イ ・ ア イ ，
CYB-133)，Fig. 7 に視野確保用 LED(SC3020WH)を示す．
術部の俯瞰的視野を確保するためのカメラとして，株式会
社サイ・アイ製の小型カメラ CYB-133 を選定した．当カメ
ラ は 1/18 イ ン チ の 撮 像 素 子 を 搭 載 し ， 本 体 サ イ ズ が3.0×3.0×4.0 (W×H×D) [mm]の小型カメラである．焦点距離が 0.96[mm]と短いことから広角での撮影が可能であることに加え，動画のフレームレートは 30[fps]であり，術部の様子を十分に観察可能である(3)．本ツールでは，アーム先端の内部に取り付け，術部の俯瞰的視野確保を行う．後述の評価実験の際は，上記カメラ 1 つを用いて瞰的視野確保の実験を行った．また，術部視野確保時により明瞭な視野を確保するための照明装置として，Fig. 7 に示す LED を用いた．当 LED は外寸が 3.0×2.0×1.5 (W×H×D) [mm]とアーム内に取り付け可能なサイズであり，光度も 2200 ~ 2700[mcd]であり，腹腔内撮影のための光源として十分だと考え選定した．加えて色温度は約 6500[K]であり，白色に近い発色が可能であることから，術部の観察に適していると考えた．後述の評価実験の際は，上記 LED を Fig. 7(b)に示す
ようにアーム内側に搭載し，発光させた状態で視野確保を行った．

Arm support
Arm
Fig. 6 Overview of the miniature camera

Lower part
Endoscope

Pin joint

(a)

(b)
LED

Fig. 4 Cross section view of the tool

4.1 アーム姿勢のロック機構
Fig. 5 にスナップフィットによるロック機構の概要図(a)とスナップフィット機構を利用したアーム開放状態の維持(b)を示す．本ツールは，腹腔内において磁石によって腹壁に設置され，カメラおよび照明を備えたアームを開放する
ことで，術部の俯瞰的視野を確保する．前述の通り，アー
ムの開閉動作は術者によるワイヤ牽引によって行うが，アーム先端にカメラや照明を取り付けることから，手技中に継続して術部視野を確保するためにはアーム開放状態を維持する必要がある．本ツールでは，スナップフィット形状

Fig. 7 Overview of the chip LED

5. 評価実験
Fig. 8 に視野確保時の実験の様子，Fig. 9 に小型カメラからの映像を示す．補助ツールの円滑かつ正確な動作および
俯瞰的視野確保が可能かを評価するため，腹腔内環境を擬似的に再現した環境においてツールの動作実験を行った．

― 355 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）動作実験は，Fig. 8 に示す腹壁モデルと胃モデル(株式会社高研，LM-083)を用いて行った．実験は，ワイヤ牽引による補助ツールの動作を確認する動作確認実験と，小型カメ
ラおよび LED を用いた術部視野の確保が可能かを確認す
る視野確保実験を行った．動作確認実験では，内視鏡先端部に補助ツールを装着した状態で胃モデルを通過させ，ワイヤによるアーム開放，磁石による腹壁モデルへの設置，内視鏡からのツール取り外し，内視鏡へのツール再装着，回収が正常に実行可能かを評価した．視野確保実験では，
ツールを腹壁モデルに設置した状態で，ツール直下の胃モデルと内視鏡を俯瞰的かつ広範囲に撮影可能か確認を行った．視野確保時は室内照明を消灯し，撮影部の照度が 0[Lux]の状態で LED を発光させ，カメラおよび照明を使用して撮影を行った．
6. 実験結果
前述の動作実験の結果，内視鏡先端部に補助ツールを取り付けた状態での運搬，ワイヤ牽引によるアーム開閉，磁石による腹壁モデルへの設置，ツールへの内視鏡の再装着など，実際の手技で想定される一連の動作を本ツー
ルで実行可能であることを確認した．また，視野確保実験における小型カメラの撮影範囲は Fig. 8 に示す範囲であり，Fig. 9 は前述の環境において小型カメラで実際に撮影した画像である．Fig. 9 に示す通り，1 つの小型カメ
ラと 2 つの LED を搭載した本ツールにより，術部の広範
囲で俯瞰的な視野を確保することが可能であることを確認した．

Support tool

Abdominal wall
Gastric model

参考文献(1) “J-CASE(先進内視鏡治療研究会)|NOTES白書”.
http://notes-med.jp/about/index.html, (参照2015-04-15).
(2) 徐号, 富川盛雅, 小西晃造, 家入里志, 田上和夫, 橋
爪誠. Natural Orifice Translumenal Endoscopic
Surgery(NOTES)の現状と将来展望–体表に傷跡を残さない内視鏡外科手術. 福岡医学雑誌. 2009, vol.
100, no. 2, p. 43–50..
(3) 川原知洋, 高木健, 石井抱, 岡島正純. 腹腔鏡手術のためのバードビューカメラシステム. 生体医工学: 日本エム・イー学会誌:Transactions of theJapanese Society for Medical and BiologicalEngineering:BME. 2010, vol. 48, no. 2, p. 189–196.

Viewing angle

Fig. 8 Overview of the experiment

20mm

Fig. 9 The image was taken by a miniature camera

7. まとめ本研究では，NOTES において体表切開を伴わずに腹腔内の俯瞰的視野を確保するためのカメラおよび LED を備えた内視鏡補助ツールの設計・作製を行い，擬似環境での動作実験を行った．その結果，ワイヤによるツールの正常動作が実現可能であることや，カメラおよび照明による術部の俯瞰的視野確保が可能であることを確認した．今後，胃モデルを用いての疑似環境実験や動物での評価実験を重ね，設計や機構の最適化および最適な材質について検討し，改善を目指す．

― 356 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）気胸治療最適化に向けた医療用気相流量計測技術の開発
Development of medical gas flow measurement technology
for pneumothorax therapy optimization
岩上 聖（筑波大院） 金子 暁子（筑波大）
阿部 豊（筑波大） 酒井 光昭（筑波メディカルセンター病院）
IWAKAMI Kiyora KANEKO Akiko ABE Yutaka SAKAI Mitsuaki
University of Tsukuba, 1-1-1 Tennodai, Tsukuba, Ibaraki
Tsukuba Medical Center Hospital, 1-3-1 Tennodai, Tsukuba, Ibaraki
Abstract Pleural drainage is frequently used in medical practice as an important treatment for
respiratory diseases.
Although it is known that air leaking from the thoracic cavity of a patient is an important indicator
for clarifying the severity of symptoms, a method for measuring the flow rate is not established atpresent. In this study, for the purpose of quantifying the air leak flow rate in a thoracic drainage unit,
we will develop a gas phase flow rate measurement technique in the low flow rate range of gas liquid two - phase flow. In this paper, we used a test apparatus simulating a thoracic drainage unit tograsp and evaluate the process of bubble formation, which is evident from the visualization resultsof exhaust gas, and evaluate the validity of the gas phase flow rate obtained from image processing.
In addition, pressure fluctuation during bubble generation process in the water sealed part wasevaluated. This is important in clarifying the relationship between bubble formation and pressure.
As a result, the correlation between the intrinsic frequency due to the pressure fluctuation and the
bubble diameter was confirmed. This suggested that the gas flow rate is obtained from pressure
measurement.
Keywords: Drainage, Gas-Liquid Two-Phase Flow, Differential pressure, Bubble diameter

1. 緒言
現在呼吸器科では，気胸等の呼吸器疾患の治療における胸腔ドレナージは極めて重要な治療法であり，頻繁に実施されている．気胸とは何らかの原因により肺の一部が破れ，呼気が胸腔に漏れることで気体が肺を圧迫し，肺が外気を取り込めなくなった状態を示す．胸腔ドレナー
ジユニットには，胸腔内に溜まった空気の排気を促し呼吸の正常化を図る役割がある[1]．
患者の胸腔から漏れ出る空気をエアリークと呼び，その流量は気胸患者の重症度を明らかにする上で重要な指標である．過去の研究からエアリークが 20ml/min 以下になった時点でドレーン抜去が可能であり，600ml/min を超えると再手術の危険性があると報告されている[2]．この流量を定量的に計測することができれば臨床的に有用な指標となるものの，日本の医療現場で一般的に使用されているドレナージユニットには流量計が付属されていな
いのが現状である．また，患者が十分に回復した状態だと判断できる低流量域の空気を計測する技術は確立されておらず，回診時の医師の間欠的観察による主観的，定性的判断に委ねられている[3][4]．
本研究では胸腔ドレナージユニットにおけるエアリー
ク流量計測の実現を目的とし，気液二相流における低流
量域での気相流量計測技術の開発を行う．本報告では，胸腔ドレナージユニットを模擬した実験装置水封部における排気の可視化を実施し，さらに気泡発生過程の圧力変動との相関について述べる．

内部の圧力を調節する圧力調節部から構成される．本研
究の実験装置は気相挙動に着目しているため水封部，圧力調整部のみで構成されている．それぞれ円筒状の菅であり，水封部の円管には気相が流入する流路となる底部に穴の開いた円管が設置されている．また，水封部内の蒸留水の水位は実際の胸腔ドレナージユニットと同等の2cmH2O であり，押し込み圧は共に 0.2MPa である．コン
プレッサーから送り出された圧縮空気をレギュレータ，ガスフローメータで流量を調整(30~100ml/min)し，気相は流路を通過し水封部で気泡となって排気される．試験流
体として気相には空気，水封部の液相には蒸留水を用いた．

2. 実験装置及び実験方法
Fig.1 に実験装置の概要を示す．臨床で用いられている
胸腔ドレナージユニットは胸腔からの排液を貯留する排液部，胸腔からの空気漏れを確認できる水封部，ユニット― 357 ―

Fig.1 Chest drainage unit simulator.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）水封部で気泡となって排気される様子は，メタルハラ
イドランプを光源とするバックライト法により高速度カ
メラで撮影した．撮影速度は 500fps，露光時間は 20µs とした．また，その際の圧力変動を水封部出口で微差圧計を用いて測定した．

られた．
可視化より求めた気泡断面積のヒストグラムを Fig.5に示す．気泡断面積は，気相流量が 50ml/min 以下では変化はほぼない．一方で 60ml/min 以上では徐々に大きくなり，断面積の大きさのばらつきも大きくなる．

3. 実験結果と考察
Fig.2 に水封部内での気泡発生の特徴的な可視化画像を示す．画像は気相流量 30ml/min(a)(b)，90ml/min(c)(d)のときの気泡発生の様子である．100ml/min 以下の低流量の場合，気相が液相に侵入してから気泡となって離脱するまでに，単一の気泡が間欠的に発生し続けることを確認した．また，水封部内に複数の気泡が一度に現れることはなかった．この現象は既存のドレナージユニットでも確認されており，水封部の形状によらず気泡発生挙動は変化しないことを確認した．ただし，後に記述するが，気泡発生時の周波数や気泡径は異なる．
Fig.4 Bubble generation frequency.

(a) t=0s(b) t=0.062s(c) t=0s(d) t=0.050s
30ml/min
90ml/minFig.2 Bubble generation process.

そこで，本研究では気相流量を可視化計測から算出する方法を提案する．可視化から得られた気泡の発生する挙動として，流路形状によらず，単一の気泡が間欠的に発生することから，ある一定の時間における気泡の個数を計測し，画像処理によって求めた気泡体積を用いて気相流量を算出する．
また，水封部出口で計測した圧力値から気泡出現時の周波数を特定し，可視化計測と合わせて気相流量を求めた．気相流量算出のためのフローチャートを Fig.3 に示す．

Fig.5 Bubble sactional area histogram.
同様に可視化結果より気泡の断面を楕円と仮定し，長軸，短軸を計測した．その結果を Fig.6 に示す．Fig.2 の気泡の様子から x 軸方向を長軸，y 方向を短軸として気泡を楕円体に近似した．いずれの軸も気相流量増加に伴い増加する傾向がみられ，特に短軸の増加は顕著であった．

Fig.3 Flowchart showing measurement steps.
ここで，Fig.4 に可視化動画から得られた気泡発生頻度を示す．気泡発生頻度は一定時間撮影した動画から目視
で気泡の個数を数え，一秒間の気泡発生頻度を求めた．気相流量増加に伴い発生頻度は線形的に増加する傾向がみ― 358 ―

Fig.6 Long axis and Short axis of bubbles.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）これらより，気泡を回転楕円体と仮定して積分し気泡体積を求めた．
また，気泡発生時の圧力変動を把握するため，高速度カメラによる撮影と並行して水封部出口に微差圧計を設置
し，大気圧との差圧を計測した．計測された圧力値には周期的な変動が見られたため，高速フーリエ変換（FFT)を行
い，気泡発生の際の周波数の特定を試みた．
FFT の結果を Fig.6 に示す．
気相流量 30ml/min～100ml/min において，FFT 結果の最大値を示す周波数と，可視化動画から得られた気泡発生頻度を比較したところ，互いに良好な一致を示した．FFT
において最大値を示す周波数を気泡発生時の周波数とみなせることが分かった．また，これを基本波と呼ぶことにする．
気相流量が 90ml/min 以下の場合はピーク値をとる周波数のうち，最小の周波数と基本波が一致した．100ml/min 以
降では基本波より低周波においてもピークが現れた．また，すべての FFT 結果において基本波の高調波が現れた．

Fig.6 Bubble frequency (FFT)
気泡発生時の周波数と，可視化画像から得られた一個当たりの平均気泡体積の関係を Fig.7 に示す．気相流量が30ml/min～40ml/min では気泡体積に大きな変化は見られない．50ml/min 以上で気相流量増加に比例して個々の気泡体積も線形に増加する傾向が見られた．また，気泡発生
周波数が 4Hz 以下において，気泡体積はほぼ横ばいとなったものの，気泡発生周波数と気泡径の間には線形の関係があることが確認できた．
このことから，測定された周波数から気泡体積を導く
ことができると考えられる．
本研究では，気相流量は個々の気泡体積に気泡出現頻
度を乗ずることで求める．圧力値計測から得られた気泡発生周波数を用いて気相流量を求めた結果を Fig.8 に示す．算出した気相流量は実際の気相流量と比べ下回る結果となった．しかしながら，気泡発生頻度を用いた気相流
量と気泡発生周波数を用いて算出した気相流量はともに線形に増加することが確認された．
以上の結果を踏まえ，気泡体積と気相流量に相関があることから，圧力測定を用いて気相流量が導ける可能性が示唆された．

Fig.7 Bubble diameter and frequency.

Fig.8 Gas flow rate and Estimated value by using peekpressure frequency and bubble generation frequency.
4. 結言
気液二相流における低流量域での気相流量計測技術の開発に関する実験的研究において，胸腔ドレナージユ
ニットを模擬した実験装置を用いた排気の可視化計測，
気泡発生時の圧力計測を行い，以下の結論が得られた．
・気泡発生過程の可視化から，気相流量が 100ml/min 以下の低流量域において，気泡は単一で発生し，常に間欠的に発生・排気することを確認した．
・可視化動画から得られた気泡発生頻度は気相流量増加に伴い増加した．
・気泡発生周波数の増加に伴い個々の気泡体積は線形に変化した．このことから，測定された周波数と気泡体積に相関があることを確認した．
・気泡発生時の圧力計測値の FFT の結果，30ml/min～
100ml/min において，最大のピークをとる周波数は可視化から得られた気泡発生頻度と概ね一致した．このことか
ら圧力計測を利用して気泡の発生頻度を把握できることが示唆された．
以上より，圧力計測から気泡発生を把握することができ，さらに気泡発生周波数と気泡体積との相関から気相流量を導くことができる可能性が示された．
参考文献[1] 奥村ら，胸部外科， 2008;61:693-9.
[2] Anegg U,at al .Eur J Cardiothorac Sueg 2006;29:867-72.
[3] 井上匡美，南正人，澤端章好，新谷康，中桐伴行，奥村明之進．日呼外会誌 2012;26:114-8.
[4] Brunelli A,Monteverde M,Borri A,Salati M,Marasco
RD,Al Refai M,et al. trial.Ann Thorac Surg
2004;77:1932-7.

― 359 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）難治性潰瘍外科的治療における血流動態プロジェクションマッピング術中支援システム○荒船龍彦 1，鈴木孝司 2，千葉慎二 3，鷲尾利克 4，矢野智之 5
1. 東京電機大学大学院理工学研究科, 2. 日本マイクロソフト株式会社, 3. 東京女子医科大学,
4. 産業技術総合研究所, 5. がん研有明病院
1○Tatsuhiko Arafune , Takashi Suzuki2, Shinji Chiba3, Toshikatsu Washio4, Tomonyuki Yano5
1. Tokyo Denki University Graduate School of Science and Engineering,
2. Tokyo Women’s Medical University, 3. Microsoft Japan,
4. National Institute of Advanced Industrial Science and Technology, 5. Cancer Institute Hospital
１．背景
糖尿病を起因とする抹消血行動態の不全によって難治性潰瘍

３．結果と考察に繋がる疾患が増えている．難治性潰瘍は病態が進行すると外科的切断処置を選択することになるが，潰瘍部位を切除しきれなければ潰瘍は再び進行することになり，また過度な身体切除は術後の患者の QOL を阻害する．そのため適切な切断箇所の同定Aが重要となる．従来，TcPO2 といった血行動態を把握する診断装B

置はあるが，これは 1 点 1 点を繰り返し計測しなければならず，空間解像度の観点に課題があった．
そこで本研究室ではカラーカメラを用いた高解像度の血流動態把握のためのシステム Opmap を開発している．Opmap の基盤となる技術は駆血と駆血解除に伴う皮膚表在の色調変化を抽出し正規化強調処理することで血流動態の良好な部位を可視化す
るソフトウエアである．従来はＰＣ上で処理をした血流動態画像を液晶モニタに表示し，術者へ提示するに留まっていたが，液晶画面と実際の皮膚表在の箇所の対応を術者が頭の中で処理する必要がある．そこで本研究は，より直感的な術者への情報提示とCして，プロジェクションマッピング技術を用いて血流動態画像を患者皮膚表在に直接投影することを目的とする．

Fig2. 処理画像

２．方法

導出した三次元画像を Fig.2 に示す．血流動態を可視化した
Opmap 画像を(A)，STL を(B)，重畳画像を(C)に示す．Ｃの重畳画像をプロジェクタから投影した．
５．結論
血流動態を可視化する Opmap システムで導出された処理画像
を，三次元計測装置で得られた足趾形状情報に投影し，プロジェ
クションマッピングによって投影するシステムを開発した．

Fig1. システム概要
システム概要を Fig.1 に示す．血流動態の変化をビデオカメラ（Sony 社 NEX-6）を用いて FullHD, 60fps で計測する．計測した動画を Opmap を用いてＰＣで血流動態可視化画像を作成する．
同時に三次元計測装置（Microsoft 社 Kinect-V2）を用いて取得した STL データ上に Opmap 処理画像を重畳し，その作成されたデータをレジストレーションマーカを元にプロジェクタから被験者
皮膚表在へ投影する．

― 360 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）超音波ガイド下末梢神経ブロック支援システムに関する研究－カメラ台数変更時の計測評価－
Support system for peripheral nerve block guided by the ultrasonic image- Evaluation of measurement accuracy when the number of cameras is changed ○ 高橋直志（芝浦工大） 花房昭彦（芝浦工大）
林英明（独立行政法人国立病院機構大阪南医療センター）
Naoshi TAKAHASHI, Shibaura Institute of Technology
Akihiko HANAFUSA, Shibaura Institute of Technology
Hideaki HAYASHI, National hospital organization Osaka Minami medical center
Abstract: Peripheral nerve block (PNB) is anesthesia that injects anesthetic around peripheral nerve to block paintransmission. Ultrasound-guided PNB can visualize needle position and spread of anesthetic on the sonogram. But it
requires high technique for Anesthesiologist. Our object is to develop the system that predict needle progression path andtip position to perform PNB precisely and safely. In this research, images of markers marked at 20 and 10[mm] intervals on
the needle are taken by two methods using monocular and stereo camera system mounted on the ultrasound transducer andrecognized automatically by image processing. Inserted position and angle of the needle were measured by two methods.
Inserted position error by two methods were 0.18[mm] and 0.44[mm], and inserted vertical angle error were 1.00[deg] and0.85[deg] respectively. Accuracy of inserted vertical angle measured by stereo camera was higher, still that is not enoughto support needle puncture for 5[mm] peripheral nerve, however enough for puncture 13[mm] brachial plexus.
Key Words: Anesthesia, Ultrasound-guided peripheral nerve block, Monocular camera, Stereo camera
1. 序論
末梢神経ブロックとは，末梢神経やその周辺に局所麻酔薬を注入して痛みの伝達を遮断する麻酔方法である．その方法には，ランドマーク法，神経刺激下ガイド法，超音波ガイド法が存在する．その中でも，超音波ガイド法は，超音波画像上で常に針の位置，麻酔薬の拡がりを確認することが可能であり，盲目であった手技を視覚化することを可能にした．そのため，超音波ガイド法の成功率は，他 2 つの方法と比較して高いことが示されている 1)2)．しかし，超音波ガイド法は「超音波画像内での針先の十分な確認」「，標的部位に穿刺針を誘導する技術」などが術者に求められるため，誰もが簡単にできる手技ではなく，麻酔科医に十分な訓練を必要とする．
本研究では，超音波プローブに設置したカメラで穿刺時の針を撮影し，得られた画像から針の三次元計測を行う．
計測結果から，針の進行経路予測と針先位置予測を行うことで，麻酔科医の経験に関係なく，正確かつ安全な手技を実現することを目的とする．本報告では，単眼カメラとス
テレオカメラを使用した場合の，穿刺針三次元計測精度の比較を行った．
2. システム構成
本研究のシステムを Fig.1 に示す．

本研究のシステムは，超音波診断装置，パソコン，小型USB カメラ(解像度：1280×960 画素)で構成した．Fig.1 に示すように，単眼カメラもしくはステレオカメラを超音波
プローブに設置し，穿刺時の針を撮影する．穿刺針は，20[mm]，10[mm]毎にマークの付いた市販の針を使用した(Fig.2)．

Fig.2 The needle used for anesthesia
得られた穿刺画像を画像処理することによって，針の刺入位置，角度，深さを計算し，生体内の針先位置と針進行経路予測を行う．また，針先位置と針進行経路予測結果を
超音波診断画像上に合成し，穿刺時の画像とともに 1 台のPC モニタに表示する．さらに，穿刺時の画像に超音波診断
画像断面を示すナビゲーション線を引き，針を標的となる神経までガイドする．
使用するカメラは，事前にキャリブレーションを行い，焦点距離などの情報を示す内部パラメータとカメラの位置や傾きなどの情報を示す外部パラメータを取得しておく．
カメラキャリブレーションには，画像処理ライブラリ
OpenCV を使用し，取得したパラメータを使用して，画像の歪み補正を行った．

Fig.1 System configuration of peripheral nerve block support
system― 361 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 刺入位置・刺入鉛直角度計測実験
3.1 単眼カメラによる計測方法
＜刺入位置計測＞カメラの高さを 100[mm]に固定して穿刺針を撮影した．
次に，画像右端を刺入位置 0[mm]とし，針先端を画像左端の方向へ 5[mm]間隔ごとに 80[mm]の位置までナビゲーシ
ョン線上を水平に移動させた．次に，カメラの高さ h，水平画角𝜃𝜃ℎ と画像の解像度(1280 画素)から 1 画素の長さ(mm)を求めた．画像右端から針先端までのピクセル距離に，求めた 1 画素の長さをかけることによって，刺入位置を算出した．各刺入位置において 3 回の計測を行った．
＜刺入鉛直角度計測＞
空間座標系における任意の点の三次元座標(𝑋𝑋𝑤𝑤,𝑌𝑌𝑤𝑤,𝑍𝑍𝑤𝑤)と画像座標(u,v)の関係は，以下の式で表される．

(1)(1)式において，r と t は座標系の回転移動行列と平行移
動ベクトルであり，𝛿𝛿u，𝛿𝛿𝑣𝑣 は u，v 各方向の 1 画素の長さ(mm)を表す．また，Cu，Cv はそれぞれ画像中心に対する u，v 方向の光軸位置のズレである．これらの値は，カメラのキャリブレーションによって事前に取得した．各刺入鉛直角度時のマーカー三次元座標を(1)式に代入し，マーカー各点の画像座標理論値を算出した．次に，得られたマーカー
各点の画像座標理論値から，刺入鉛直角度変化に対する各マーカー間距離の変化をピクセル値で求めた(Fig.3)．
各刺入鉛直角度のマーカー間ピクセル距離
2 と 6 の差を計算し，「刺入鉛直角度」と「マーカー間距離 2 と 6 の差」の関係式を算出した．穿刺時の針を撮影した画像からマーカー
間ピクセル距離 2 と 6の差を算出し，求めた
Fig.3 Mark to mark pixel
関係式に代入すること
distance of each vertical angle
によって刺入鉛直角度を計算した．本計測でもカメラの高さは 100[mm]とし，ナ
ビゲーション線上に針を一致させるようにして計測を行った．各刺入鉛直角度を 10 回計測した．
3.2 ステレオカメラによる計測方法
ステレオカメラによる計測時は Fig.4に示すように，カメラの高さを 130[mm]に設定し，右カメラを垂直線に対して約10[deg]内側に傾けた状態 でカメラを 固定した．事前にカメラのキャリブレーシ
ョンを行い，内部パラメータと外部パラメータを取得した．両カメラで穿刺針を撮影し，得られた画像を二値化した．次に，二値化画像の白いピクセル群にラベリング処理を行うことにより，穿刺針につけられたマーカーの自動認識を行った(Fig.5)．

Fig.5 Automatic needle recognition
ラベリング処理時に針先端と各マーカーの画像座標が取得できるため，画像座標とカメラの内部・外部パラメータを使用して，穿刺針各点の三次元座標を算出した．カメラの内部・外部パラメータの積を 4 行 4 列の透視投影行列 Pとし，画像座標(u,v)とすると，三次元座標(𝑋𝑋𝑤𝑤,𝑌𝑌𝑤𝑤,𝑍𝑍𝑤𝑤)は以下の式で求められる．

ステレオカメラでは，2 台のカメラを使用することから，各パラメータの上部の添え字に L と R を設けている．この式の最小二乗解を求めることにより，左右のカメラに映った針先端と各マーカーの三次元座標を求めた．
刺入位置計測と刺入鉛直角度計測の方法は単眼カメラの場合と同じである．
4. 結果
刺入位置計測実験の結果を Fig.6 に示す．

Fig.6 Error by insertion position
Fig.6 より，刺入位置計測では，単眼カメラを使用した場
合，0.18±0.13[mm]の誤差が生じ，ステレオカメラを使用した場合，0.44±0.22[mm]の誤差が生じた．単眼カメラの方が誤差が小さい結果となった．
刺入鉛直角度計測実験の結果を Fig.7 に示す．

Fig.7 Error of each vertical angle

Fig.4 Fixture oftwo cameras

Fig.7 より，刺入鉛直角度計測では，単眼カメラを使用した場合，全体で 1.00±0.89[deg]の誤差が生じ，ステレオカ
メラを使用した場合，0.85±0.72[deg]の誤差が生じた．角度計測では，ステレオカメラの方が誤差が小さい結果となった．

― 362 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）5. まとめ刺入位置，刺入鉛直角度計測実験の結果，単眼カメラとステレオカメラをそれぞれ使用した場合，刺入位置を約0.5[mm]以下，刺入鉛直角度約 1.00[deg]以下の誤差で計測可能であった．得られた結果から，単眼カメラによる針の三次元計測精度は，ステレオカメラと同等の計測精度を有することが示された．そのため，単眼カメラを使用することにより，ステレオカメラと比較して安価かつ手技を妨げることなく針の進行経路予測と針先位置予測を行うことが可能であることが示唆された．また，本実験で得られた刺入鉛直角度の計測精度は，約 5[mm]の末梢神経への穿刺支
援では，不十分であるが，約 13[mm]の神経叢への穿刺支援では，十分な計測精度であると考えられた．
6. 参考文献
1) Young Hoon Jeon，Easier and Safer Regional Anesthesia andPeripheral Nerve Block under Ultrasound Guidance，Korean
J Pain 2016 January; Vol. 29，No. 1，pp.1-2，2016
2) Barrington，Michael J. PhD，Ultrasound Guidance Reduces
the Risk of Local Anesthetic Systemic Toxicity Following
Peripheral Nerve Blockade，Regional Anesthesia & Pain
Medicine:July/August Vol.38，Issue 4，pp.289-297，2013― 363 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）複数レンズで取得した光線画像を用いた
3 次元的な表面情報取得法の原理確認
Basic study of an acquisition method of the surface positions of three-dimensional objects
using the images of the ray paths acquired through a lens array○小笠原純平（東電大）  桑名健太（東電大）  佐藤佑樹（東電大） 土井根礼音（東電大）  土肥健純（東電大）Jumpei OGASAWARA, Tokyo Denki University, Kenta KUWANA, Tokyo Denki University
Yuki SATO, Tokyo Denki University, Renon DOINE, Tokyo Denki University
Takeyoshi DOHI, Tokyo Denki University
Abstract: This paper reports an acquisition method of the surface positions of three-dimensional objects using
the images of the ray paths acquired through a lens array. In order to detect the affected area during laparoscopic
surgery, it is required to acquire the three-dimensional structures of organs from endoscopic images forregistration between the endoscopic images and the CT or MR images. Therefore, we proposed an acquisition
method of the surface positions of three-dimensional objects. In this paper, we developed a computer program
implementing the proposed method and evaluated the computer program by measuring some curved surface
shapes. It was confirmed that the developed computer program enables us to acquire the surface positions of theconcave and convex shapes. This result shows that the proposed method will be applicable to acquire the surface
positions of three-dimensional objects.
Key Words: Endoscope, Three-dimensional surface information, Lens array
要 約 ： 手 術 中 の 患 部 位 置 の 確 認 の た め ， 術 前 に 取 得 し た CT や MRI か ら 構 成 し た 3 次 元 モ デ ル と 内視鏡で観察している部位との位置合わせが必要となる．そのため，内視鏡による体内の 3 次元的な表
面位置情報の取得が望まれている．これに対し，三角測量の原理により対象の表面位置情報を取得す
る 2 眼内視鏡を用いたステレオ計測法の研究が行われているが，画像が更新されるたびに画像処理を行う必要があり，処理に時間がかかるという課題がある．そこで我々は原理的に処理時間を抑えた観
察対象の 3 次元的な表面情報取得法を提案する．本研究では提案手法の原理確認を目的として提案手法を実装したソフトウェアを試作し，形状が既知の物体を対象として，物体の表面位置情報を取得することでソフトウェアの評価を行った．
提案する表面情報取得法では，撮像素子の前にレンズアレイを配置したものを撮像部として用い，取得した画像から対象表面の 3 次元位置情報を取得する．撮像素子はレンズアレイの焦点面に配置されており，レンズアレイと撮像素子の関係から撮像素子の各画素に記録される光線の経路は一意に決まる．撮像時に光線経路の交点位置に物体表面が存在する場合，その表面部分からの光線の経路上の画素には同一の値が記録される．そのため処理部では各交点において各光線に関連する画素値の比較を行うことによりその点に物体が存在するかどうかを判別することができる．各交点には撮像部の座標系に対する座標を対応づけておくことで，対象の 3 次元的な表面形状を表す点群を取得することができる．各交点の座標は計測前に算出し設定しておくことが可能であるため，計測時の処理は画素値の比較処理のみとなる．
本研究では各光線の交点の座標を計算し，交点 からの光線が入射される画素の値の比較を行うソフ
ト ウ ェ ア を 試 作 し た ． 原 理 確 認 と し て CG で 作 成 し た 形 状 が 既 知 の モ デ ル を 対 象 に ， 撮 像 部 で 取 得 される画像をソフトウェア的に作成したものを入力として，出力されたモデル表面の点群の位置を評価した．モデル形状を平面とし，曲率を変更した凹曲面，凸曲面形状を対象として評価したところ，それぞれの形状を表す点群の取得が可能であることを確認した．この結果から，提案手法により 3 次元的な表面情報を取得できる可能性が示唆された．
キーワード：内視鏡，3 次元表面情報，レンズアレイ― 364 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）確率共鳴を用いた厳しい照明条件下での画像強調法
Image enhancement under severe lighting conditions using stochastic resonance小島 範子*，松本 直文**，山城光雄**

Noriko Kojima*, Naofumi Matsumoto** and Mitsuo Yamashiro***足利工業大学大学院 情報・生産工学専攻, **足利工業大学 工学部創生工学科
概要： セキュリティ分野や工学的応用のみならず医療・福祉などの諸分野で顔・人体・移動物体の検出・認識の重要性が指摘されている．しかし，現状では様々な撮影上の悪条件に対し，完璧な検出・認識システムはできていない．ここでは，逆光や夜間など厳しい照明条
件下で特徴検出ができない問題に重点を置き，システムの使用環境に依存しないロバストな画像強調法を提案する．解決手法として確率共鳴を画像強調向きに改良したアルゴリズ
ムを用い，顔や人体検出の実験に基づいて提案手法の有効性を明らかにする．
Keywords：

確率共鳴，画像強調，画像理解，顔検出，人体検出

1. はじめには，OpenCV のパッケージ[5]を用いている．

セキュリティ分野や工学的応用のみならず医2. SR を用いた画像強調法の提案

療・福祉などの諸分野で顔・人体・移動物体の検2.1 SR を用いた画像強調のアイデア

出・認識の重要性が指摘されている．しかし，現状では完璧な検出・認識システムができていない．
これには，対象物の向きや角度，逆光や夜間など
による明暗，天候など撮影上の様々な要因が考えられる．

SR の考え方は元の信号にランダムな微弱なノイズを加え，しきい値を定めることで信号中の隠れた情報を抽出する方法である[1]．
SR の概念は，科学の発展とともに広い分野で活用されるようになり，主に時系列信号の処理に用いられる．

筆者らは，逆光や夜間など厳しい照明条件下で特徴検出ができない問題に重点を置き，この問題を解決するための手法として，オリジナルの静止画像をグレースケール化したうえで，確率共鳴（SR:Stochastic Resonance）[1]の考え方を適用す
る画像強調法を提案している[2-4]．
ここでは，これまでの静止画像からの顔検出[2-4]のほかに人体検出の実験を加えて，従来のコ

本研究では静止画像を扱うため，画素ごとの階調のスキャンデータを対象に白色ノイズを加える．SR のパラメータにはノイズレベルとしきい値があり，これらを適切な値に調整することで画像内から必要な情報を抽出する．このオリジナル
SR を画像強調に用いるアイデアを図 1 のイメージで示す．

ントラスト調整法の結果とも比較して，提案手法の有効性を検証する．顔検出の評価には，Lamsal
及 び 筆 者 ら の 一 部 に よ る 検 出 法 [2] ， 並 び にOpenCV に既存の顔検出パッケージ[5]を用い，両者の比較を行っている．また，人体検出の評価に― 365 ―

図 1 オリジナル SR

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 2 オリジナル SR の適用例：(a) Original dark
image; (b) noise = 1, threshold = 1; (c) noise = 2,
threshold=3; (d) noise =4, threshold =4;
表 1 オリジナル SR による顔検出：マニュア
ルチューニングの結果（原画像は図 2(a)）

Threshold
value

0
1
2
3
4
5

0
×
×
×

1
×
×
×

△
○

△
○

×

×

Noise Level

2
×
×

3
×
×

4
×
×

5
×
×

△
○
○
△

△
○
○
△

△
○
○
△

△
△
△
△

図 3 SR に基づく画像強調アルゴリズム
2.2 SR に基づく画像強調法の改良
時系列信号処理のために提案された Collins ら[6] による SR の考え方を画像強調のために採用した．これは，オリジナル SR のプロセスを並列加算処理に変更したもので，SR パラメータの一部分をチューニング不要にした．ただし，並列加筆者らは，これまでにオリジナル SR のパラメ

算処理の回数 N のチューニングが必要である．

ータチューニングに関する予備実験を行った[4].

本稿では，N をオートチューニングする，改良

図 2 は，2 人の人物が暗闇に立っている原画像

した SR の仕組みを導入した[4]．この SR のアル(a)に対し SR のパラメータの組み合わせについて
顔検出を用いて実験したもので，パラメータが適ゴリズムのフローを図 3 に示す．X は原画像，𝑌𝑌̂

切な値であったとき黄色の顔検出枠ができるこ

SR プロセスを示す．α は検出に対する安全率でとを示す．

ある．ノイズレベル（白色ノイズ）は，予備実験

は SR プロセスで修正された画像，Yi は i 番目の

表 1 は，これに対する予備実験の結果をまとめの結果より階調値は 3 を採用し，しきい値（階調たもので，○は 2 人とも顔検出できた場合，△はの値）は 0 を採用した．これによりランダムノイ

1 人だけ検出できた場合，×は検出できない場合

ズで生成される負の階調値の発生を除いている．

を示す．この実験結果は，オリジナル SR のチュ

これは暗い画像中の重要情報が失われないようーニングの難しさを示す．

にするためである．

― 366 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）また，予備実験から経験的に Mean を 60・α，Median を 50・α，安全率 α=1.1 を採用した．このシステムのヒストグラム表示は，画素値の 0（黒）と 255（白）を除外して階調 1-254 を採用している．これはヒストグラムが極端に 0 や 255 に偏ってしまうとヒストグラムの変化が捉えにくくなるのを防ぐためである．

3. 提案アルゴリズムの実験と評価
3.1 顔検出の実験(1) Lamsal らによる検出法[2]の実行例
Lamsal らによる検出法は，UKF（アンセンテッ
ド Kalman フィルタ），Sober フィルタ，Viola-Jones
顔検出法の改良版を組み合わせた高性能顔検出器であり[2]，コントラスト調整では検出の難し

図 4

い暗い画像から顔の検出を可能にする．また，顔Lamsal らによる検出法の実行例以外を検出する誤検出のエラーも少ない．なお，
コントラスト調整法は，OpenCV に既存のパッケージを用いた．この実行例を図 4 示す．
図 4 の原画像は，手前の人物の背後に LED のライトアップがあるもので，これに対しコントラ
スト調整では人物の顔を検出できない．一方，SR
による提案手法では，背後に 2 か所にエラーがあるが，手前の人物の顔を検出ができている．それぞれの画像に対するヒストグラムを付加した．
(2) OpenCV の既存顔検出パッケージ[5]の実行例
OpenCV で用意された顔（正面）検出パッケー
ジの実行結果を図 5 に示す．この暗い室内で撮影された原画像並びにコントラスト調整後の画像に対して OpenCV の顔検出を適用すると，図 5 の最下部に示すように顔以外の位置に大量のエラー（黄色の枠表示）が発生した．一方，SR による提案手法では画像に対しては，誤検出のエラーが発生せず，顔のみを正確に検出した．
OpenCV の顔検出パッケージでの実験では全体的に細かなエラーが多々発生し，Lamsal らの

図 5 OpenCV の既存顔検出パッケージの実行例
検出法に比べ，正確な顔検出は難しい．一方，SR
による提案手法を用いることでエラーの発生を抑える効果があることを確認した．

― 367 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. おわりに
本稿では，SR を適用した画像強調法を提案し，その有効性について，顔検出，並びに人体検出の実験に基づき検証した．その結果，逆光や夜間など厳しい照明条件下で特徴検出ができない問題
に対する有効性を明らかにした．
コントラスト調整法では正確な検出が難しい
画像に対する実験結果から分かるように，顔および人体検出ともに，SR による提案手法により，ほぼ正確に検出することができることを示した．
また，OpenCV の既存の顔や人体検出パッケージの実験では，SR による提案手法を用いること
で検出のエラーが減少することを確認した．
参考文献[1] R. Benzi, A. Sutera and A. Vulpiani, “The mechanism of

図 6 人体検出の実験結果

Stochastic Resonance," J.Physics. A: Math and General, vol.14,
pp. L453 -L457, 1981

3.2 人体検出の実験
OpenCV の人体検出パッケージには，full body，
upper body，lower body の 3 種類がある[5]．ここでは，このうちの胸より上を対象とする “upperbody”検出を用いて実験を行った．この実験結果
を図 6 に示す．前節の OpenCV の既存顔検出パッケージでの実験と同様に，図 6 の暗い室内で撮影された原画像やコントラストを調整した画像
で人体検出を行うと，図 6 最下部に示すように人体以外の位置に多くのエラーが発生する．一方，
SR による提案手法で原画像を強調することです
べてのエラーは解消され，人体のみを検出することができた．
OpenCV による顔と人体検出の実験を比較す
ると，顔の細かい特徴（目，鼻，口）を検出する
顔検出よりも “upper body” の検出はしやすく，[2] B. Lamsal, N. Kojima, and N. Matsumoto: “Impact of thestochastic resonance on dark and illumination variant images
for face detection”, Journal of the Institute of Industrial
Applications Engineers. vol. 3, no. 4, pp. 167-173, 2015.
[3] N. Kojima, B. Lamsal, N. Matsumoto: “An adaptive tuning
stochastic resonance approach for image enhancement on
illumination variant images”, Journal of the Institute ofIndustrial Applications Engineers vol.5, no.1, pp.1–8, 2017[4] 小島範子，松本直文，山城光雄：“確率共鳴を用いた
オートチューニング画像強調法の提案”，第 22 回知能メ
カトロニックスワークショップ，山梨大学，2017.8[5] http://opencv.jp/[6] J. J. Collins, C. C. Chow and T. T. Imhoff: “Stochastic
resonance without tuning”, Letters to NATURE, vol. 376, pp.
236-238, 1995.

顔検出では難しい画像においても正しく検出ができた．しかし，顔に比べて人の形は検出対象が大きくなるためか，エラーが多く出る場合もあった．

― 368 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）手術における体内遺残防止のためのガーゼカウントシステムの開発
Development of a count system for prevention of retained surgical gauzes in operation○ 田嶋哲也（東京医療保健大学）楠田佳緒（東京女子医科大学）山下知子（大阪大学大学院）
山下和彦（大阪大学大学院）
Tetsuya TAJIMA, Tokyo HealthCare University
Kaori KUSUDA, Tokyo Women's Medical University
Tomoko YAMASHITA Graduate Schools of Osaka University
Kazuhiko YAMASHITA, Graduate Schools of Osaka University
Abstract: The surviving cases of surgery occurred at a rate of once per 10,000 cases, and 69% of them were reported asgauze. The cause is that the gauze count is performed manually and the shape of the gauze is changed due to deposits suchas blood. Therefore, in this study, we made prototype of gauze counter system using X-rays. We developed an image
processing program for hardware and surgical gauze detection. As a result, the X-ray parameters of hardware could bedetermined. In the gauze detection program, Raw data obtained from the detector is processed, an algorithm forthree-dimensional reconstruction and number detection is developed, and the gauze number can be detected with highaccuracy by combining the X-ray parameter and detection algorithm did.
Key Words: Retained Foreign Objects, Surgical Gauze, Nursing, Surgery Support System
1. はじめに
医療過誤は社会的な問題である．医療の IT 化が進む中，依然として医療器材の体内遺残が起きている．Atul らによると体内遺残は手術 1 万件に対し約 1 件発生しており，そのうち 69% がガーゼであると報告された [1]．日本医療機能評価機構の調査によると，ガーゼの体内遺残は毎年約 30件報告されている[2]．この状況を受け同団体は，2015 年に「共有すべき医療事故情報」にガーゼの体内遺残を取り上げており，各医療機関に対して従来のガーゼカウントの問題点を指摘している [3]．
ガーゼの体内遺残が起きる要因として手術中のガーゼカ
ウントが挙げられる．手術後のガーゼは血液などが付着して丸まったり，他のガーゼと重なるなど，ガーゼのカウン
トミスが起きやすい状況にある．開腹手術の際には，術中のレントゲンを使用し体内遺残を調べることが一般的であるが，血液付着ガーゼの場合，血液も画像上に映る，あるいは骨や臓器との境界線だと識別が困難となる場合がある．
さらに発見できない場合もあると同時に，医療従事者や患者に不必要な X 線曝露が行われることになる．
そもそも数え間違いが発生しやすい状況下でのガーゼカ
ウントのミスはヒューマンエラーではなく，システムエラーに該当すると考えられる．そのため，ガーゼカウントを行うシステム開発を行い，ヒトとシステムがダブルチェッ
クできる体制を構築し，医療過誤を防止する環境を構築することが望まれる．
そこで本研究では，ガーゼカウントの工程の機械化を目指し，ガーゼを 3 次元撮影するための X 線撮影装置の開発，
および撮影した画像からガーゼの枚数を推定するための画像処理部の開発を行うことを目的とした．本報告では，ガーゼ用 X 線撮影装置の開発，出力画像からガーゼを検出するための画像処理部の開発，及び手術用ガーゼを用いた検証実験について述べる．

2. 方法
2.1 ガーゼ用 X 線撮影装置の開発
図 1 に示すように，医療用のガーゼには，1 枚につき 20cmほどの鋼線が 1 本含まれている．手術における閉腹前のガーゼの残留確認のためのレントゲン撮影はこの鋼線を確認しているため，体内に入れて使用するガーゼには必ず鋼線入りのガーゼを使用することとなる．
本研究ではこの鋼線に着目し，X 線による手荷物検査の要領でガーゼの枚数を検出することを考えた．そこでガーゼの鋼線を抽出するための X 線撮影装置の開発を行った．
図 2 に試作した X 線を用いたガーゼカウンタの外観を示した．図 3 に撮影装置の構成を示す．装置内部には X 線撮
影装置，撮影制御のための回転台，蛍光紙を用いたフラットパネルで構成した．カウント対象のガーゼを装置内の回転台上に設置する．回転台を回し，一定の角度ずつ X 線撮影を行う．フラットパネルには各角度のガーゼの鋼線部分が透過される．フラットパネルに透過されたデータは Raw
形式と DICOM 形式の 2 種類出力ができ，それらのデータに画像処理を適用することで枚数の推定を試みた．
撮影に際し必要なパラメーターは，管電圧や撮影枚数である．管電圧は鋼線の透過量に影響し，撮影枚数は 3 次元構成の精度に影響する．

X 線吸収素材

図1― 369 ―

X 線吸収素材入りのガーゼLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）の数値情報で出力される．図 5 は，各スライス画像の Raw
データからヒストグラムを作成したものである．乾燥時のガーゼから作成したヒストグラムには，枚数に関係なく中央部に山が 1 つ出現する．累積値の山が他に見えないことから，この部分にガーゼの鋼線部が含まれている可能性が高いと考えた．この性質を利用し，ヒストグラムの中央部を分割し，ガーゼ部分の累積値の合計からガーゼ枚数の検出を試みた．

図 2 ガーゼカウンタの外観

図 3 装置の構成

図52.2 画像処理部の開発
上記で述べたように，手術用のガーゼは，血液や体液等が付着する．また装置内への異物の混入も想定され，鋼線部分を的確に抽出するための高度なフィルタ処理が要求される．本研究では，検出器から得られる Raw データと Dicom
データを処理し，3 次元再構築とガーゼ検出プログラムを開発した．画像処理部の開発には，Matlab と ImageJ を使用した．
図 4 は各角度のスライス画像を用いて，ボリュームレン
ダリングを行った結果である．3 次元再構成には，Dicom
データを利用した．Dicom データは 1 画素ごとに CT 値を保持している．各スライス画像の CT 値をから鋼線部分を抽出し，ノイズ処理をした後，3 次元再構成を実施した．
この方法は鋼線のみを鮮明に再構成できるため，ガーゼを視覚的に把握することが出来る．

Raw データのヒストグラム

2.3 実験方法
検証実験は X 線造影材入りガーゼを 30 枚用意した．実験で用いたガーゼは付着物等がない乾燥状態のものを用いた．1～10 枚のガーゼを開発した装置を用いて 3 回撮影した．この際，撮影したガーゼは変えていないが，再度入れ替えを行い，撮影結果が変わるようにした．ハードウェアのパラメーターは管電圧は 60kv，管電流は 3 ㎃とした．
検出器から得られた画像データそれぞれに対し，3 次元
再構成とガーゼ検出の処理を実施し，各枚数ごとの出力値とガーゼ枚数の相関分析を行った．
3. 結果
3.1 撮影画像について
図 6 は管電圧 60kv で撮影したガーゼである．乾燥時ガー
ゼの場合，鋼線の部分が透過されており，画像上で確認することができた．一方，ガーゼ部分の布も画像化されていることから，鋼線以外のものも画像化されることが分かった．

図 6 ガーゼの撮影結果（右：9 枚，左：4 枚）

図 4 ボリュームレンダリングの結果（左：5 枚，右：3 枚）
次に，ガーゼ検出プログラムについて述べる．本装置から得られる Raw データはフラットパネルの透過量をバイ
ナリデータとして記録したものであり，輝度値が 0 から 255

3.2 ボリュームレンダリングの結果
ボリュームレンダリングの検証には，出力値と枚数の変化を調べ，他ソフトウェアとの再構成結果の比較を行った．
表 1 は，通常時のガーゼのボリュームレンダリングの結― 370 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）果である．1～10 枚のガーゼを 3 次元再構成し，頂点数の変化を調べた．頂点数とは，鋼線部分を再構成する際に必要となった頂点の数である．1 枚当たりの頂点数は，頂点数からガーゼ枚数を除算したものである．
ガーゼ枚数と頂点数の相関分析を実施した結果，0.99 と高い相関が得られた．
表 1 ガーゼの枚数と頂点数について
ガーゼ枚数
頂点数 1 枚当たりの頂点数
1
10210
10210
2
21118
10559
3
32022
10674
4
43619
10904
5
52723
10544
6
62925
10487
7
77832
11118
8
84572
10571
9
96124
10680
10
11209111209

図8

次に，他の画像処理ソフトウェアを用いて同一画像に対して 3 次元再構成し，本研究で作成したプログラムとの比較を行った．検証には，Volume Extractor と ImageJ を使用した．
結果を図 7 に示す．同一角度から比較した場合，赤枠で囲われた部分の特徴が類似している．また，他のソフトウ
ェアと同様に鋼線部に途切れが生じておらず，既存のソフトウェアと同程度の再構成の精度を得ることが出来た．

図 7 他ソフトウェアとの再構成結果の比較（左：Matlab，中央：Volume Extractor，右：ImageJ）
3.3 Raw データによるガーゼ検出プログラムの検証実験により得られた計 30 枚分の画像に対し，ガーゼ検出処理を実施した．図 8 に，ガーゼの検出実験の結果を示す．
このグラフは 3 回分の抽出量の平均値を求め，横軸ガーゼ
枚数，縦軸に抽出量を示した．
ガーゼ枚数の増加により，抽出値は直線的な変化が見られた．相関分析の結果，ガーゼの枚数に対する抽出値の相関係数は 0.99 であった．このことから，ガーゼの枚数の増
加と抽出量の変化量には相関関係にあることが分かった．

ガーゼ枚数と抽出量の関係

4. 考察
4.1 開発した X 線ガーゼカウンタの考察
本研究では，ガーゼの体内遺残を防止するために X 線を用いたガーゼカウントシステムの開発を行った．管電圧等のパラメータの決定を行い，その後，ガーゼ枚数の精度を向上させるための実験を行い，検出アルゴリズムをMATLAB を用いてプログラム開発した．
今回の実験から，1 枚から 10 枚までの 3 次元再構成結果について 3 パターン取得することができた．再構成の評価
指標として，再構成された多角形の頂点数，および 1 枚当たりの頂点数を求めた．その結果，ガーゼ枚数と頂点数の相関関係が明らかになり，ガーゼ枚数を決定することができた．これらの結果を用いて，X 線パラメーターと 3 次元
再構成に関する考察を行う．
本装置の X 線パラメーターは管電圧，管電流の 2 つである．管電圧は X 線の発生効率と強度に関係し，鋼線部の映り具合に影響を及ぼす．3 次元再構成，ガーゼ検出いずれも鋼線部の透過量によりガーゼ枚数を推定することから，
X 線パラメーターは最適なものである必要がある．図 6 は，
管電圧 60kv，管電流 3 ㎃で撮影したものである．画像上からはガーゼの鋼線部，布部が確認できた．それ以外の要素
は目視では確認できず，ノイズも比較的生じていないことが分かる．9 枚，4 枚のガーゼそれぞれ鋼線部は鮮鋭に映し出されており，鋼線の途切れは生じていなかった．以上のことから，ハードウェアに求められる要件は満たすことができたと考えられる．
次に 3 次元再構成に関する考察を行う．手術用のガーゼ
は止血のため様々な過程で用いられるため，ガーゼは折り曲げられたり，丸められたりする．このことがガーゼの形
状変化に繋がり，ガーゼカウントのミスを誘発する要因となっている．本装置はガーゼの形状変化に対応するため，3次元的に撮影するハードウェア，及び 3 次元再構成プログ
ラムを作成し対応を試みた．図 4 は，本実験で撮影したガーゼについて 3 次元再構成をした結果である．図 6 の画像
上では布部も透過されていたが，フィルタ処理を実施したことでガーゼの鋼線部のみを再構成することができた．また，再構成の結果から，鋼線部は曲がった状態でも 3 次元的に描かれていることが分かった．このことから開発した
3 次元再構成のアルゴリズムは，ガーゼカウントのミスの要因である形状の変化にも対応することができることが分かった．
以上のことから， 3 次元再構成のための X 線パラメーターが決定でき，再構成もガーゼの形状の変化に対応できる
高い精度を得ることができた．

― 371 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4.2 ガーゼ検出プログラムの検証実験により，Raw データによるガーゼ検出プログラムでは，ガーゼ枚数と抽出値に相関関係が確認され，枚数推定のための指標が得られた．本研究の最終目標であるガーゼ
カウントの機械化のためには，X 線透過量から鋼線部のみを抽出し，抽出量から枚数を推定する処理が必要である．
実験結果で得られた Raw データの分布から，枚数推定の実現のための基礎的な検証を行った．
ヒストグラムの範囲は輝度値は 0 から 255 であり，0 に近いほど暗く，255 に近いほど明るくなる．ガーゼ検出プ
ログラムでは，累積値の山が比較的中央に見られることか
ら，輝度値が 85 から 170 までの領域に鋼線が含まれていると仮定し，当該領域の累積値の合計を求めた．1～10 枚のガーゼに対しガーゼ検出プログラムを実施した結果，図 8に示すように抽出量はガーゼ枚数の増加と共に線形の変化が確認でき，相関分析においても抽出量とガーゼ枚数の増加に関係性が見られた．このことから，1～10 枚いずれの場合も，鋼線部の輝度値は 85 から 170 までの領域の間に含まれていることが示唆された．そしてガーゼ検出プログラ
ムから得られる抽出値から，ガーゼ枚数を決定することができた．
以上のことから，乾燥時のガーゼにガーゼ検出プログラムを実施した結果，ヒストグラムをもとに鋼線部の輝度値を抽出することができた．抽出値は枚数と相関関係にあり，ガーゼカウントを実現するための指標を得ることができた．
5. 結論
本研究では手術中のガーゼカウントの機械化を目的に，
X 線を用いた撮影装置の開発，および 3 次元再構成，ガー
ゼ検出アルゴリズムの開発を行った．その結果，3 次元再構成においては高い再現性を得ることができ，装置内のガーゼ鋼線を視覚的に把握することができた．ガーゼ検出プ
ログラムにおいても，ガーゼ枚数と抽出量は線形の変化が見られ，枚数推定のための指標を得ることができた．これ
らの結果から，乾燥状態のガーゼの処理においては，三次
元再構成，ガーゼ検出プログラムどちらも成果が得られたと考えられる．
本研究の意義は，手術中におけるガーゼの体内遺残を検知し，医療の質を高めることにある．ここまでの結果から，
手術用ガーゼカウントシステムの構成が決定でき，画像処
理部の基礎的な検証まで実施することができた．

参照文献[1] Atul A. GawandeM.P.H., David M. Studdert, LL.B., Sc.D.,
M.P.H.,and Michael J. Zinner, M.D.M.D.,. Risk Factors for
Retained Instruments and Sponges after Surgery. The new
england journal of MEDICINE, 2003.
[2] 日本医療機能評価機構. 医療事故情報収集等事業 平成
27 年度年報. 2015.
[3] 日本医療機能評価機構. 共有すべき医療事故情報「体内にガーゼが残存した事例」. 2015.
[4] 畠中, 貴子; 川島, 愛; 前田, 幸子; 後石原, 明子（金沢大学）. 再カウント時のガーゼ発見状況実態調査:ガーゼカ
ウント不一致時どこを捜せばガーゼは出てくるか. 金沢大学, 2007.
[5] 楠田佳緒．体内遺残事故防止のための手術用ガーゼカ
ウントシステムの開発，立石科学技術振興財団助成研究成果集(第 25 号),2016.
[6] Alex Macario, Deam Morris, Sharon Morris. Initial Clinical
Evaluation of Handheld Device for Detecting Retained Surgical
Gauze
Sponges
Using
Radiofrequency Identification
Technology,2006[7] C.William Kaiser,Sissie Freadman,Kathleen Pfeifer Spurling,
Timothy Slowick, Holly A.Kaiser. The Retained SurgicalSponge,1996[8] 金森, 井戸, 畑佐, 安田, 市川, 幅, 藤野, 坂野, 浅野,
小野木, 渡部. 最新・X 線 CT の実践, 医療科学社, 2015[9] 菅 賢史郎, 高橋 美香, 須田 桂子, 中山 美貴子, 柴田
富美子, 佐藤 孝子. 手術における体内ガーゼ遺残をなくすための取り組み ～独自のガーゼカウントトレーを使用
して～, 日本農村医学会, 2010

― 372 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）乳房再建術中支援用システムにおける自動レジストレーションソフトウェアの精度評価
Accuracy evaluation of automatic registration software in breast reconstruction intraoperative
support system.
○柳沼ひかる 1，鈴木孝司 2，千葉慎二 3，鷲尾利克 4，矢野智之 5 荒船龍彦１
1. 東京電機大学大学院理工学研究科, 2. 日本マイクロソフト株式会社, 3. 東京女子医科大学,
4. 産業技術総合研究所, 5. がん研有明病院
1○Hikaru Yaginuma , Takashi Suzuki2, Shinji Chiba3, Toshikatsu Washio4, Tomoyuki Yano5
and Tatsuhiko Arafune1
1. Tokyo Denki University Graduate School of Science and Engineering,
2. Tokyo Women’s Medical University, 3. Microsoft Japan,
4. National Institute of Advanced Industrial Science and Technology, 5. Cancer Institute Hospital
１． 背景
乳がん治療である乳腺切除術の後に行われる乳房再建術において，乳房形状の整容性評価は医師による主観的評価が主流であり，定量的評価手法は未だ十分に確立されていない．とりわ
け術中に術前形状との形状差情報を定量的に導出し，術者に提示する術中ナビゲーションの再建術応用も不十分である．
先行研究として，Kinect V2(Microsoft 社)を用い，乳房形状を計測する手法が報告されているが (1)，再建術において挿入する
皮弁組織形状をシミュレーションするシステムであり，実際の再建
術中に術前形状との定量的な形状差情報を術者に提示することは不可能である．

Fig.2 2 次元マップ(形状差分画像)
次に，患者から取得した 3 次元データに 2 次元マップをテクスチャした 3 次元データを作成する．作成した 3 次元テクス
チャデータを Fig.3 に示す．

本研究室では,乳房再建術における課題解決手法として 3 次元
センサである Kinect V2 を用い，計測した 3 次元情報を活用し,乳房切除術前と乳房再建術中における局所の形状差を定量的に導出し 2 次元マップとして提示するソフトウェアを開発した．2)
しかし，導出する形状差情報は PC 画面に提示するものであり，医師がより直観的に治療を行えるための改良案として，局所の形状差分情報を患者の皮膚表在へ投影する，プロジェクションマッ
ピングを用いることを考案した．
そこで本研究は,乳房再建術中支援用プロジェクションマッピン
グシステムにおける手動操作プロセスを極力排し,短時間でプロジェクションマッピングを用いた術中支援を実現するレジストレーションソフトウェアの開発を目的とする.
２． ソフトウェア概要
ソフトウェアの要求仕様として，レジストレーション時間を 2 分以
下とし，レジストレーションの精度として，20mm とした．
ソフトウェアの開発には，数値解析ソフトウェアである Matlab を用いた．乳房再建術中支援システムの全体図を Fig.1 に示す.

Fig.1 乳房再建術中システム概要図
Fig.1 より，プロジェクタ上部に設置した USB カメラから撮影した静止画を用いて，レジストレーションマーカの座標値を取得する．そして，乳腺切除術前と乳房再建術中に取得した患者の 3 次元データの形状差情報から 2 次元マップを導出する．導出した 2 次元マップ(形状差分画像)を Fig.2 に示す．

Fig.3 3 次元テクスチャデータ
そして，Fig.3 より 3 次元テクスチャデータからレジストレーションマーカの座標値を取得する．
静止画から取得したマーカ座標値を基準とし，3 次元テク
スチャデータから取得したマーカ座標値のレジストレーションを行う．
３．評価実験
開発したソフトウェアを用い，等身大マネキンをファントムとし，評価実験を行った．評価実験の実験系を Fig.4 に示す.

Fig.4 乳房再建術中支援システム実験系
まず,手動でレジストレーションした投影画像によるレジストレー
ションマーカの誤差を算出するために投影実験を行った.

― 373 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）患者を模擬したマネキンを用い,レジストレーションマーカとしてマネキンの鎖骨頸窩,左右肋骨最下点の 3 点に直径 40mm の球を取り付けた.本ソフトウェアを用いた場合と手動でレジストレーションを行った場合について,各 7 例行った.それぞれのレジストレー
ションに要した時間とマネキンと投影画像によるレジストレーション
マーカの誤差を算出し,比較した.
４．結果
レジストレーションを手動で行った場合，本ソフトウェアを用いて行った場合のそれぞれに要した時間，マネキンと投影画像による
レジストレーションマーカから算出した誤差を Table.1， Table.2 に示す.
Table 1, 手動レジストレーション結果
マーカ誤差(mm)
時間(s)
鎖骨
肋骨右側
肋骨左側
1
191.0
30.0
50.0
40.0
2
172.1
25.0
35.0
30.0
3
75.1
30.0
30.0
40.0
4
120.4
20.0
20.0
30.0
5
163.1
15.0
15.0
40.0
6
141.4
15.0
15.0
35.0
7
155.9
40.0
30.0
30.0
Table 2, ソフトウェアレジストレーション結果
マーカ誤差(mm)
時間(s)
鎖骨
肋骨右側
肋骨左側
1
68.2
15.0
15.0
15.0
2
70.5
15.0
2.0
3.0
3
92.0
15.0
10.0
10.0
4
112.4
5.0
10.0
20.0
5
111.4
20.0
2.0
10.0
6
91.8
20.0
15.0
10.0
7
92.8
2.0
15.0
5.0
Table.1，Table.2 より，それぞれの平均値を算出した結果をTable.3 に示す．
Table 3, レジストレーション結果(平均値)
マーカ誤差(mm)
時間(s)
鎖骨
肋骨右側
肋骨左側
145.6
25.0
27.9
35.0
手動
91.3
13.1
9.9
10.4
ソフトウェアTable.3 より，手動レジストレーションと本ソフトウェアにおけるレ
ジストレーションに要した時間の平均値を比較した結果を Fig.5 に示す．

Fig.5，Fig.6 より，本ソフトウェアを用いることで，手動でレジスト
レーションを行うよりも時間が 37.3%減少した．また,マーカから算出した誤差が 47.6%～70.3%減少した.
Table3 より，3 点のマーカから算出した誤差の平均値は要求仕様の 20mm 以下を満たした．しかし Table2 より，4~6 例目においてマーカから算出した誤差が要求仕様である 20mm よりも大きい
誤差が生じた．
５．考察
本ソフトウェアを用いることで,レジストレーションに要する時間が37.3%減少し,マーカから生じる誤差においても 47.6%～70.3%減
少した.レジストレーションによる時間短縮に加え,精度も向上した
プロジェクションマッピングによる術中支援が可能となると考える.
そして，7 例中 3 例でマーカから算出した誤差が Y 軸方向に20mm 生じたことから，本ソフトウェアにおける拡大・縮小におけるアフィン変換アルゴリズムを検討する必要があると考える．
また，評価実験において用いたマーカが直径 40mm の球であり，座標を取得する処理を手動で行っているため，誤差が生じたことも考えられる．
６．結論
乳房再建術中支援システムにおける手動レジストレーションプロセスを極力排し，時間短縮と精度向上を目指したレ
ジストレーションソフトウェアの開発を行った．
本ソフトウェアを用い，患者を模擬したマネキンを使った評価実験により，プロジェクションマッピングにおけるレジストレーション時間が減少し，精度が向上したことを確認した．
本ソフトウェアを用いることで，乳腺切除術前と乳房再建術中における局所の形状差分情報を患者の皮膚表在へプロジェクションマッピングによって投影することで，定量的な形
状差情報を術者に提示することが可能になると考えられる．
参考文献
1) Helga Henseler,(2015) The Kinect Recording System forobjective three- and four-dimensional breast assessmentwith image overlays.:Journal of Plastic, Reconstructive &Aesthetic Surgery 69, e27-e34
2) 中野祐樹ら,第 25 回日本形成外科学会基礎学術集会, 2016 年
p137

Table.3 より，手動レジストレーションと本ソフトウェアにおけるレ
ジストレーションによって生じたマーカ誤差の平均値を比較した結果を Fig.6 に示す．

― 374 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 375 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 376 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）不可逆的スナップスルーステント構造の設計と試作
Design and fabrication of the irreversible structure of snap-through stent*1

岡﨑 貴大*1，中原 佐*2，南 和幸*2
Takahiro OKAZAKI*1, Tasuku NAKAHARA*2, Kazuyuki MINAMI*2

山口大学大学院 創成科学研究科 Graduate School of Sciences and Technology for Innovation, Yamaguchi University*2

山口大学 Yamaguchi University

Recently, biodegradable stents have been developed. However, the biodegradable stents made of polymer with meshstructure, which is similar in metal stents, are not stiff enough to maintain a radial force in stenosis because of low
stiffness of polymer. In this study, we have developed a novel polymer stent having a snap-through mechanism, anddesigned an irreversible structure, which has a function of not returning to original shape if the radial force is applied tothe expanded stent. A reaction force for a forced displacement of the proposed stent structure was analyzed by using 2D
FEM. Then, the proposed irreversible snap-through stent was fabricated, and its basic operation was evaluated. Plane
model and stent structure were fabricated by using photolithography and reactive ion etching. In the expansion test forplane model, the snap-through structures performed successfully. However, some parts of the structure returned tooriginal shape by out-of-place buckling. The results of the expansion test of proposed stent showed some parts of thestent returned to original shape by out-of-place buckling similar to the result of expansion test for plane model. It isconsidered that high stiffness of proposed stent structure caused the out-of-plane buckling. So, it is necessary to modify
the design and dimension of the stent structure.
Key Words : Polylactic acid, Snap-through buckling, Irreversible structure, Biodegradable stent

1. 緒

言

心筋梗塞や脳梗塞などの治療には，術後の社会復帰の容易なカテーテルやステントを用いた低侵襲治療が行われている．しかしながら，一般的に市販されている金属製や非分解性のポリマー製ステントは，永久的に体内に留まるため，
治癒後の生存期間が長い良性疾患や成長により体の大きさが変わる若年者への適用は禁忌であった．
また，留置されたステントの力学的刺激により新生内膜の増殖が進むことによって再狭窄が起きると考えられている．そのため，生分解性のポリマーや金属(マグネシウム合金)製のステントが考案され，実用化が進められている(1)(2)．しかし，ポリマー製ではヤング率が低く，クリープ変形も起こしやすいため，金属製と同じ構造では必
要な血管壁を支持する拡張力(ラジアルフォース)を持つことができない問題がある．我々は，生分解性ポリマー
ステントの拡張後に必要とされている拡張力を得るために，拡径形状を保持できる新規な機構として，スナップ
スルー構造を骨格としたポリマーステントを提案し開発を進めている(3)．開発の過程で，ステント拡張時における構造の伸長方向に対して，直角方向にスナップスルー動作が生じる構造を採用することにより，ステントに血管壁からのラジアルフォースが加わる場合においても，拡張前の形状には戻らない不可逆的な構造を実現できる
ことを見出した．これを不可逆的スナップスルーステント構造と格付け，この構造の設計および，ポリ乳酸を用いた試作を行い，基本動作について評価を行った．
2. 不可逆的スナップスルー構造を備えたステント構造の概要と設計提案する不可逆的スナップスルー構造と，この構造を取り入れた平面に展開したステントパターンの図を図 1に示す．不可逆的スナップスルー構造は 2 つの安定した構造(図 1(b)，(c))を有するものであり，拡張前の安定した状態の構造(図 1(b))に一定の変位を加えるとスナップスルー動作を起こし，拡張後の安定した構造(図 1(c))に移― 377 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）行する．このスナップスルー動作は構造の伸長方向に対して直角方向に起こるため，伸長方向と逆方向に力が加わっても拡張前の形状には戻らない．
そのため，拡張後のステントにラジアルフォースが加わる場合においても，元の形状に戻ることはなく，反力を発生させて安定した構造を維持することが期待できる．これを生分解性ポリ
マーステントに応用することで，単純な網目構造のステントよりも高いラジアルフォースを発生させることができると考えられる．
製作するステントパターンについて，2 次元の FEM 解析を行って得られた強制変位とそれに対する反力の関係を図 2 に示す．解析は PLA 材料の物性値(ヤング率 3.5 GPa，ポアソン比 0.4，厚さ 0.2 µm) を用いて，大変形弾性解析で行った．図 2 において初期形状(変位=0)が安定した状態である．この状態から構造に変位を与えると途
中までは反力が増加し続けるが，反力が極大を迎えた後は反力が低下し，反力は 0 以下になる．ここで構造は外力を加えることなくスナップスルー動作を起こし，反力が 0 となるもう一方の安定した構造に変形する．また，
この安定した状態の構造に圧縮方向の変位を与えたところ，元の形状には戻らずに反力がマイナスの値を示した．
従って，構造がスナップスルー動作を起こした後に，ステントに圧縮力がかかる場合においても，形状を保持しようとする力が働くと考えられる．

(b) Stable position (1 unit)

stableSnap-throughaction(a) Stent patter(c) Expanded position (1 unit)
Fig.1 Stent patternFig.2 Reaction force of 1 unit by 2D FEM analysis
3. ステント構造の試作方法

ステント構造の平面モデルは，ステントパターン形状に加工したフレキシブルステンシルマスクを用いて，PLA(ポリ乳酸)フィルム(東レ，エコディア，1B01CA，厚さ 200 µm)を酸素を用いた反応性イオンエッチング(Reactive Ion Etching，以下 RIE)によってステントパターン形状に貫通加工することにより製作した．円筒状のス
テント構造はそれを円筒形に熱加工して，端部同士を接着させることで製作した．
図 3 に平面モデルの加工プロセスを示す．まず，ガラス基板上に犠牲層と接着剤を塗布し(図 3(1))，フレキシ
ブルステンシルマスクを張り付け(図 3(2))，不要な接着剤のエッチング(図 3(3))を行った．次にフレキシブルステ
ンシルマスクを剥離(図 3(4))させて，PLA フィルムに張り付けた(図 3(5))．その後，PLA フィルムの酸素 RIE 加工を行い(図 3(6))，PLA フィルムからフレキシブルステンシルマスクを剥離した(図 3(7))．
図 4 にステントの円筒化プロセスを示す．
製作した平面モデル(図 4(1))を，熱加工により円筒状にした(図 4(2))．
円筒状になったステントをテフロンチューブで覆い(図 4(3))，合わせ部にクロロホルムを塗ることで，合わせ部を接着した(図 4(4))．今回製作するステントには背骨状の直線的な梁があるため，この部分を切断することによりステントに柔軟性を持たせた(図 4(5))．以上のプロセスによりステント構造を完成させた．

― 378 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.4 Fabrication process of stentFig.3 Fabrication process of plane model

4. 製作したステント構造の機能評価
4・1 平面モデルの拡張動作，形状評価
製作したステントの平面モデルを拡張する試験を行い，スナップスルー構造が正常に動作するかを評価した．
また，拡張した平面モデルに圧縮方向の力を加え，提案する構造が不可逆的な挙動を示すかも評価した．図 5(a)に製作した平面モデルの全体図を示す．また，図 5(b)に 4.8 mm だけ拡張させた平面モデルを示し，この状態から
2 mm だけ圧縮した平面モデルを図 5(c)に示す．図 5(b)より，拡張によってスナップスルー構造が正常に動作していることが確認された．拡張した平面モデルを圧縮した結果，図 5(c)の A 部のように拡張した状態を維持している部分と，B 部のように元の形状に戻る部分が観察された．ここで，図 6(a)に図 5(c)の A 部の拡大図を，図 6(b)に B 部の拡大図をそれぞれ示す．
ExpansionCompression

AB(a) Plane model before expansion(b) Expanded Plane model(c) Compressed Plane model

Fig.5 Plane model(a) The part A in the Fig.5(c)(b) The part B in the Fig.5(c)Fig.6 Enlarged view of compressed Plane model― 379 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）図 6(a)より，A 部では提案した構造が伸長方向に対して直角方向にスナップスルー動作を生じ，不可逆的な挙動を示していることが確認された．一方，図 6(b)より，B 部では提案した構造が圧縮によって元の形状に戻ることが確認された．この元の形状に戻った部分については，圧縮方向とは垂直な面外方向に座屈していることが観察された．よって，今回提案したステントパターンは想定していない座屈変形による別の経路を辿って，元の形状に戻ると考えられる．
4・2 ステント構造の拡張動作，形状評価
製作した円筒状のステント構造をバルーンカテーテルによって拡張する試験を行い，スナップスルー構造が正常に動作するかを評価した．図 7(a)に製作したステントの全体図を示す．ステント外径は 2.17 mm で拡張後のス
テント外径は 3.68 mm であった．図 7(b)に拡張後のステントの全体図を示す．今回提案したステント構造の設計
値は，拡張前の外径が 2.16 mm，拡張後の外径が 3.69 mm であっため，正常に製作できたと考えられる．図 7(b)より拡張によって拡径形状を保持していることが確認できる．しかしながら，完全にスナップスルー構造が動作せずに拡張前の構造に戻ろうとしている部分も確認された．これは平面モデルの拡張試験結果と同様に，構造がステントの周方向ではなく半径方向に座屈を起こすことで，元の形状に戻ろうとしているものと考えられる．し
たがって，今回提案したステントパターンは，半径方向の座屈を起こさない，あるいは半径方向の座屈を起こしても不可逆的スナップスルー構造が正常に動作するような設計，形状，寸法の修正が必要である．

(a) Stent before expansion(b) Expanded stentFig.7 Fabricated stent
5. 結言(1) 生分解性ポリマーステントの拡張後の拡径形状の保持を行える新規な構造として，不可逆的スナップスルー
構造を提案した(2) PLA フィルムの RIE 加工によって，提案したステントパターンの平面モデルを製作した．製作した平面モデ
ルの拡張試験を行うことで，提案した構造が正常に動作することを確認したが，一部で設計外の変形が生じることが分かった．
(3) 製作した平面モデルを熱加工によって円筒化し，接着・切断によってステント構造を完成させた．製作したステント構造の拡張試験を行うことで，提案した構造が正常に動作することを確認したが，一部では構造がステントの周方向ではなく半径方向に座屈することにより，元の形状に戻ることがわかった．

文献(1) 田邉健吾“生体吸収性スキャフォールドへの期待と問題点”，日本冠疾患学会雑誌，Vol.22，No.1(2016)，pp.60-63(2) 伊垣敬二，岩本正治，山根秀樹，斎藤憲司，“ポリ乳酸を用いたステントの開発”，材料，Vol. 49，No.9 (2000)，

pp.1030-1035.
(3) 岡崎貴大，中原佐，南和幸，“双安定構造を持った生分解性ポリマーステントの開発”，日本機械学会中国四国支部第 55 期総会・講演会，講演番号 113．

― 380 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）腹膜透析液の生体適合性評価-pH 非依存的ゴルジ体分散
The biocompatibility evaluation of peritoneal dialysis fluid - pH-independent Golgi fragmentation○ 岩本真直（三重大）  吉田利通（三重大医）  宮本啓一（三重大）  堀内孝（三重大）
Masanao Iwamoto, Mie University, Department of faculty of Engineering
Toshimichi Yoshida, Mie University, Department of faculty of Medicine
Keiichi Miyamoto, Mie University, Department of faculty of Engineering
Takashi Horiuchi, Mie University, Department of faculty of Engineering
Abstract: Long-life peritoneal d ialysis cause decrease of peritoneal funct ion and peritoneal fibrosis as co mp lications. It isthought that these comp lications caused by nonphysiological factor like h igh g lucose requ ired fo r dehydration and low
pH to maintain stability o f g lucose in peritoneal d ialysis flu id (PDF). We prev iously reported that Go lg i apparatus
occurred pH-dependent frag mentation after exposure to PDF. In our study, we investigated that pH-independent factor
cause Go lgi frag mentation, because Go lg i apparatus were frag mented after exposure to PDF ad justed at pH 7.4. After
MeT-5A (mesothelial cells) exposed to Mediu m 199 (M 199) that its osmot ic pressure adjusted by addition of D- or
L- glucose, Golg i apparatus were frag mented. As a result, Go lgi frag mentation co rresponded with increase o f os moticpressure. Thus, we indicated that pH-independent Golgi fragmentation involves osmotic pressure.
Key Words: golgi fragmentation, hypertonic medium, peritoneal dialysis fluid (PDF), biocompatibility, mesothelial cells
1. 諸言
長期腹膜透析の合併症として、腹膜機能低下、さらには腹膜線維症がある。これは、腹膜透析液（PDF:peritoneal
dialysis fluid）中の非生理的な要因、例えば、除水のために必要な高濃度のグルコースやグルコースの安定性を保つための低 pH 等が原因であると考えられている。
PDF を腹膜中皮細胞に曝露すると pH 依存的に細胞中のゴルジ体が分散することを既に報告した (1) 。本報告では、
pH 以外の因子がゴルジ体分散に与える影響について述べる。
2. 方法
2.1. 細胞培養
12 well プレート上にカバーガラスを敷き、その上に
Me T-5 A（ ヒ ト 胸 水 由 来 中 皮 不 死 化 細 胞 ） を 約 1×10 4
cells/cm 2 で播種した。3 日間培養後、細胞を実験に使用した。
2.2. ゴルジ体分散測定
ゴルジ体の分散測定は、シスゴルジタンパク GM130 の免疫蛍光染色より 3 段階の分散基準で評価を行った。固まって存在しているゴルジ体をⅠ判定として、一部が分散しているゴルジ体をⅡ判定、完全に分散しているゴルジ体をⅢ判定とした。

2.3. pH を 7.4 付近に調整した PDF による曝露
本実験では、レギュニール HCa 2 .5（RN;Ba xter）、ミッドペリック 250（M250;Terumo）、ダイアニール PD-2 4 .25（PD2;Ba xte r）の三種の PDF を使用した。各 PDF の pH
は 20 mM PIPES で 7 .4 付近に調整した。各 PD F で細胞を30 分間曝露後、免疫蛍光染色を行い、ゴルジ体分散測定を行った。
2.4. D-,L-グルコースによる浸透圧調製培地曝露Medium 199 培地（M199）の浸透圧調整には、D-, L-グル
コース を使用 した。 最終 濃度が 、1.35% （w/v）,2 .50%（w/v）,4.00%（w/v）になるように調製した。
Table 1 Composition of PDF(2,3,4)
RN
M250
単位
7.45
7.52
調整後
±0.12
±0.07
pH
D- glucose
w/v(%)
2.27
2.50
㻺㼍㻗
mEq/L
132
135.0
Ca 2+
mEq/L
3.5
4.0
Mg 2+
mEq/L
0.5
1.5
Cl mEq/L
101
105.5
HCO3mEq/L
25―
L-Lactate mEq/L
1035.0
mOsm/L
396
417
浸透圧

PD2
7.33
±0.08
3.86
132
3.5
0.5
96
―
40
485

3. 結果
3.1. pH 7.4 付近に調整後の PDF 曝露によるゴルジ体分散
pH を PIPES を加えて 7 .4 付近に調整した PDF で 30 分
曝露した結果、観察した全細胞に対する 分散したゴルジ体を持つ細胞の割合は M199 は 45±11%、RN は 57±10%（pH:7.45±0.12 ）、M250 は 71±4%（pH:7.52 ±0.07）、
PD2 は 80±8%（pH:7.33±0.08）であった。
Fig.1 Golgi fragmentation evaluation
Immunostaining of cis -Golgi marker GM130 (red) and
DAPI staining of nucleus (blue).

― 381 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2

Golgi fragmentation after exposure to PDF
adjusted at pH about 7.4.

Fig. 43.2. D- グルコースによる浸透圧調製後の M199 曝露D- グルコースで浸透圧を調製した M199 で曝露した結果、観察した全細胞に対する分散したゴルジ体を持つ細胞の割合は、45±3%（M199;312 mOsm/L）、63±1%（1.35%;372
mOsm/L ）、 71 ± 1% （ 2.50%;434 mOsm/L ）、 81 ± 7%（4.00%;520 mOsm/L）であった。

Golgi fragmentation after exposure of hypertonic
M199 ajusted by L-glucose

4. 考察
pH を 7.4 付近に調整した PD F による曝露でも、ゴルジ体の分散が起こることが示されたため、pH 以外にもゴルジ体分散を引き起こす因子の存在が示唆された。
ここで、PDF の浸透圧またはグルコース濃度が pH 非依
存的なゴルジ体分散を引き起こす因子であると考え、 D-,Lグルコースで浸透圧を調製した培地を用いて実験を行った。
その結果、どちらの場合でも浸透圧の上昇と 共に、ゴルジ体分散が進行した。そのため、PD F の浸透圧がゴルジ体の分散に影響を与えることが明らかになった。
また、高浸透圧条件のみならず、低浸透圧条件でもゴルジ体が分散を起こすことが報告されており ( 5)、浸透圧とゴ
ルジ体の分散の間には密接な関係があると考えられる。
5. まとめ中性 pH 条件下において、浸透圧によって細胞内のゴルジ体が分散することが明らかになった。しかし、そのメカニズムには不明な点が多いため、これを明らかにすることが今後の課題であると考えている。

Fig. 3

Golgi fragmentation after exposure of hypertonic
M199 ajusted by D-glucose

3.3. L-グルコースによる浸透圧調製後の M199 曝露細胞の代謝に関与しない L- グルコースでも、M199 の浸透圧を調製し、曝露した。その結果、観察した全細胞に対する分散したゴルジ体を持つ細胞の割合は、45±3%（M199;312
mOsm/L ）、 60 ± 3% （ 1.35%;387 mOsm/L ）、 67 ± 8%（2.50%;443 mOsm/L）、73±3%（4.00%;522 mOsm/L）
であった。

参考文献
(1) 堀内孝, 吉田利通, 腹膜透析液の短時間生体適合性評
価―透析液内pH、乳酸、GDPsとゴルジ体分散―, 第22回腹膜透析学会, 2016(2) レギュニールHCa 2.5腹膜透析液, 添付文書
(3) ミッドペリック250腹膜透析液, 添付文書
(4) ダイアニールPD-2 4.25腹膜透析液, 添付文書
(5) TH Lee, AD Linstedt, Osmotically induced cellvolume changes alter anterograde and retrograde
transport, Golgi structure, and COP, dissociation,
Molecular biology of the cell, Vol. 10, pp. 1445-1462,
1999― 382 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）椎間板組織再生のための硫酸化ジェランゲル足場の開発
Development of Sulfated Gellan Gel Scaffold for Intervertebral Disc Tissue Regeneration○ 宮本愛子（三重大） 水上光太郎（三重大） 奥村和也（三重大）
晝河政希（三重大） 宮本啓一（三重大） 堀内孝（三重大）
Aiko MIYAMOTO, Mie University, Kotaro MIZUKAMI, Mie University, Kazuya OKUMURA, Mie University,
Masaki HIRUKAWA, Mie University, Keiichi MIYAMOTO, Mie University, Takashi HORUICHI, Mie University
Abstract: For damage of nucleus pulposus tissue and annulus fibrosis tissue with severe intervertebral d isc herniat ion anddegeneration, the exist ing treat ment is to remove the interverteb ral d isc and to fix unstable spine with metal fitt ings.
However, in considerat ion of patient bu rden and long -term therapeutic effect, develop ment o f a method wh ich enab lestissue regeneration with less invas ion is desired. In th is study, we developed an injectab le new material that has sulfatedgellan as a main co mponent similar to the co mponents of the intervertebral disc and has both cell scaffo ld ing function anddrug sustained release ability. It was confirmed that regenerat ion o f nucleus pu lposus cells was induced by cultu ringintervertebral disc cells using this material.
Key Words: Intervertebral disc, Nucleus pulposus, Sulfated gellan
1. 緒言
椎間板は脊柱にかかる衝撃を吸収 、分散する役割を持つ。
しかし加齢や激しい運動などにより、椎間板ヘルニアが引き起こされた場合、椎間板は無血管領域であるため 、極めて修復しにくい。重度の場合は手術を行う必要があるが、患者の負担が大きく、再発する可能性も高い 。そのため、低侵襲かつ効果的な治療法が求められている 。
椎間板はゲル状の髄核を層状の線維輪が取り囲む構造をとっており、髄核が突出し神経を圧迫することで椎間板ヘルニアが引き起こされる。 髄核細胞は生体内でⅡ型コラー
ゲンやグリコサミノグリカン（GAG）などの細胞外マトリックスで構成された 3 次元構造の小腔に数個単位で存在し、機能している。そのため生体内ではほとんど増殖しないが、
in vitro で単層培養を行うと増殖し脱分化することが知られている。
我々はこれまでに硫酸化ジェラン（G S）が軟骨細胞の再分化に有用であることを見出している (1) 。本研究では、この GS とゲル化能を持つカルボキシメチルジェラン（CM G）
を主成分とした培養足場材料を作製し、加えて分化・脱分化をコントロールし再生を誘導するための薬物徐放が可能な材料開発（Fig.1）の基礎検討を行った。

Fig.1 image of culture in Gel-beads
2. 方法
2-1 GS の調整
ネイティブ型ジェランを塩酸処理し、塩を除去したフリー化ネイティブ型ジェランを N,N-ジメチルホルムアミド
中でクロロスルホン酸と反応させた。この溶液を透析した
のち凍結乾燥し GS を得た。

2-2 CMG の調整
脱アシル型ジェランを 水酸化ナトリウムに溶解させ 、
モノクロロ酢酸ナトリウムを添加後、氷浴上で攪拌した。
この溶液を透析したのち凍結乾燥し CM G を得た。
2-3 髄核細胞の培養
 実験にはヒトまたはブタの髄核細胞 を用いた。培地は
DM EM /F12 1:1 にペニシリンストレプトマイシンおよびア
スコルビン酸を添加したものを使用し、37℃/5%CO 2 インキ
ュベータ内で培養した。
2-4 GS 添加培養
 髄核細胞に G S を添加し 2 週間培養を行った。3 日毎に培地交換を行い、回収した培地中に含まれる GAG 量をジメチルメチレンブルー染色法により測定した。
2-5 ゲルビーズの作製
 低侵襲な治療としてインジェクタブルな性能を付加する
ため、G S と CM G を組み合わせて球状のゲル（ゲルビーズ）を作製した。架橋剤に Lys、脱水縮合剤に ED C を使用し、乳化法により作製した。作製したゲルビーズの粒径分布は位相差顕微鏡で撮影および観察し 、画像解析ソフト ImageJで計測した。
2-6 ゲルビーズの薬物モデル徐放の調査
 ゲルビーズから分化・脱分化に関与する薬物として bFGF
および TGF-β3 の徐放を検討している。 そこでまず、それらのモデルとして分子量の近いタンパクであるアルブミンを用いてゲルビーズの徐放能の調査を行った 。ゲルビーズ
をエタノールで収縮させた後 、100μg/ml のアルブミン溶液で膨潤させ、アルブミンをゲルビーズ内に含ませた 。培地で洗浄し、同時にゲルビーズを再び収縮させた。その後培地を 3 日毎に回収して徐放されたアルブミン量を分光光度計で測定した。この操作を繰り返し行い、計 12 日間の徐放を観察した。

― 383 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 結果
3-1 GS 添加培養による GAG 産生の測定
 GS 添加培養条件下では GAG 産生が増加し、14 日目ではコントロールと比較して細胞あたりの産生量が 15 倍に増加した。(Fig.2)
1.6

GAG/cells(μg)

1.4
1.2
1

0.8
0.6
0.4
0.2
0
0

5

10

15

day

Fig.2 amount of produced GAG(▲)GS supplemented culture (●)control
3-2 ゲルビーズの粒径分布
 乳化法により、ゲルビーズを作製することができた。粒径 40～100μm のゲルビーズが約 80%を占めた。粒径平均は79.26±0.13μm であった。（Fig.3）
25

Proportion(%)

20
15
10

4-2 ゲルビーズによる薬物徐放 ゲルビーズ内培養を行う際、ゲルビーズ内部にトラップさせる薬物として bFGF と TGF-β3 を検討している。bFGF
は髄核細胞を脱分化させる因子として報告されており(2)、TGF-β3 は髄核細胞を再分化させる因子として報告されている(3)。今回の実験ではこれらの因子のモデルとしてアルブミンを採用し、徐放実験を行った。アルブミンは分子量66kDa で bFGF は 16.5kDa , TGF-β3 は 25kDa である。薬物はゲルビーズの網目を通して外液に徐放されていくため、薬物の大きさが徐放における重要な要素の一つであると考えられる。そのため今回の結果から bFGF および TGF-β3
もアルブミンと同様に十分に徐放することができると考え
られる。
5. 結論
本研究で、G S と CM G を用いてゲルビーズを作製することに成功した。また、ゲルビーズの薬物徐放能力と G S による髄核細胞の基質産生の増加が示された。これらの結果から、ゲルビーズと髄核細胞を組み合わせて、生体内を模倣した環境下で培養を行うことによって、髄核細胞の再分化をより効率よく行うことが可能であると示唆される。

5

～40
~50
~60
~70
~80
~90
~100
~110
~120
~130
~140
~150
~160
~170
180~

~10
~20
~30

0

Particle size(μm)

Fig.3 Particle size distribution of Gel-beads
3-3 薬物モデル徐放 12 日間に渡り培地へのアルブミン徐放を確認することができた。また、100μg/ml でアルブミンを含有させた条件
では培地内のアルブミン濃度を約 15μg/ml に保つことができた。(Fig.4)
Release concentration (μg/ml)

4. 考察
4-1 GS 添加培養による GAG 産生量の増加
 髄核細胞に GS を添加することで GAG 産生が促進されることが分かった。理由として、髄核細胞の再分化が考えられる。以前の研究で、GS を軟骨細胞に添加した際、分化マーカーである SOX9 の発現が増加し、脱分化マーカーである CD90 の発現が減少したことが分かっている(1) 。髄核細胞も軟骨細胞の一種であるため、G S を添加したことで再分化し、基質産生の増加が生じたと考えられる。

参考文献(1) 古蔵史子, 軟骨組織再生のための硫酸化ジェラン固定
化カルボキシメチルジェランゲルの開発 , 平成 26 年度
三重大学大学院工学研究科修士論文, 2015
(2) Li X, et al, Action of fibroblast growth factor-2 on theintervertebral disc. Arthritis Res Ther, 2008 10(2) R48(3) Hu B, et al, TGF-β Induces up-regulation of chondroitin
sulfate synthase 1 (CHSY1) in nucleus pulposus cells
through M APK signaling. Cellular Physiology andBiochemistry, 2015;37:793-804

40
35
30
25

20
15
10
5
0
3

6

9

12

day

Fig.4 Release concentration of DM EM― 384 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）エラスチン弾性層板構造を有する組織工学的弾性血管の収縮応答
Contraction of tissue engineered vascular with elastic layer○石﨑梓（三重大）

堀川公佑（三重大）

井上綱太（三重大）

晝河政希（三重大）宮本啓一（三重大）堀内孝（三重大）
Azusa ISHIZAKI, Mie University, Kosuke HORIKAWA, Mie University, Kota INOUE, Mie University,
Masaki HIRUKAWA, Mie University, Keiichi MIYAMOTO, Mie University, Takashi HORIUCHI, Mie UniversityTaro
Abstract: The challenge of tissue engineering blood vessels with the mechanical properties of native vessels is immense. However,recent studies show that the goal of providing a tissue-engineered vascular graft is achievable. In our experiments, use of elastin aligned
fibers and elastin gels scaffold and culture with smooth muscle cells shows contraction similar to native vessels. These resu lts show thattissue engineering of vascular grafts has true potential for clinical application.

Key Words: Elastin, Smooth muscle cells, Tissue engineering, Vascular graft,
1. 緒言
現在、動脈硬化を主な原因とする血管疾患の治療法として、高分子材料を用いた人工血管や血管内腔拡張ステントを用いる対処法が主流であるが、小口径血管では生体拒否反応による再狭窄などの課題がある。生体血管は内膜、中膜、外膜の三層構造を持ち、血管中膜は平滑筋細胞（SMC）
が弾性層板間に配向した多層構造をとり、血管の収縮や拡張刺激への応答を可能にする。そこで我々は、血管の弾性特性を担うエラスチンおよび平滑筋細胞を用い、血管中膜構造にみられる弾性層板構造を模倣した組織工学的弾性血管を開発することを目的として研究を行っている。今回、平滑筋細胞の三次元的足場材料として新たに開発した細胞
培養用エラスチンゲルを用い、細胞の配向性を制御するエ
ラスチンファイバーシートと組み合わせることで、実際の血管構造に類似した中膜モデルを作製した。中膜モデルの長期培養後の力学的特性および収縮応答評価を行い、組織工学的な弾性血管としての可能性を報告する。

拍動条件は、モデルの最大歪みが約 5%になるように流量を設定し、1beat/sec で拍動させた。
2-4 中膜モデルの収縮応答評価
培養 30 日後の中膜モデルをリング状に切断し、弾性率測定装置に設置し、60mM KCl 培地に浸しながら引張試験を行い、中膜モデルの収縮応答を強度変化を測定した。
3. 結果
3-1 SMC の収縮制御
SMC の KCl への収縮応答を撮影画像より測定した。
（Fig.1）

2. 方法
2-1 SMC の収縮制御
ブタ大動脈から単離し継代した SMC を用い、35φシャーレ上で通常培地（10%FBS 含有 DMEM）で 1 日間培養後、KCl を添加した培地に交換した。位相差顕微鏡を用いて 5分おきに画像を撮影し、各画像から細胞面積を測定し、0分の面積を 100%としたときの面積変化をグラフに示した。
2-2 中膜モデルの作製
ブタ大動脈から抽出・精製した水溶性エラスチンを使用
して、エレクトロスピニング法により配向エラスチンファ
イバーシート （1）を作製した。また、架橋剤 Dode-DSP を用
いて細胞培養を可能にするエラスチンゲルを新たに開発した。細胞はブタ大動脈から単離した SMC を使用した。
これらを、ファイバー‐ゲル‐ファイバーと層状に組み合わせたものを 1 ユニットとし、生体血管と同様の層状構
造（ユニット構造）を有する管状の中膜モデルを作製した。

Fig.1 Contraction of SMC
上記のグラフより細胞が 10%収縮するときの時間は以下のとおりである。（Fig.2）

2-3 中膜モデルの拍動培養方法
高圧ポンプを使用し、ポンプから水を出し入れすることでモデル設置部位であるシリコンチューブを拍動させた。

― 385 ―

Fig.2 Contraction time of SMC

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）高濃度の溶液を添加した際が最も早く収縮し、低濃度の0.1µM 溶液を添加した際は約 15 分で収縮している様子を確認することができた。
3-2 中膜モデルの構造評価作製した中膜モデルの断面の構造を HE 染色により観察した。（Fig.3A）その結果、ファイバー-ゲル-ファイバーの層状構造が確認できた。また、生体血管についても同様にHE 染色を行った結果、層状構造が確認された。（Fig.3B）
このことから、作製した 3 次元足場材料は、生体血管と類似のユニット構造を有していることがわかり、血管中膜構造の模倣に成功したといえる。
A

B

Fig3. Hematoxylin and eosin (H&E) stain. Scale bar:250µm
A）Tissue engineered vascular media modelB）Porcine Aorta
3-3 中膜モデルの収縮応答評価
培養 30 日後の中膜モデルに 60mM KCl 溶液を添加して引張試験を行うことで、収縮性の変化を測定した。また KClを含まない溶液として DMEM 培地のみを添加して比較を行った。以下に静置培養 30 日後(Fig.4A)と動的培養 30 日後(Fig.4B)の収縮応答結果を示す。

0.1N をスタートとして、強度の変化を測定した。強度が上昇すると収縮していることを示す。静置、動的培養ともに中膜モデルにおいて、KCl 添加培地による収縮応答が観
察された。
4. 考察
4-1 KCl に対する平滑筋細胞の収縮応答評価
平滑筋細胞は電解液中に含まれる Na+や K+濃度に差があるために電位差を生じている。KCl は平滑筋細胞の収縮剤として知られている （2）。細胞膜の各イオンチャネルは、濃度勾配に応じて電位の変化を生じている。平滑筋細胞膜における静止電位は K+濃度に依存しているため、静止電位において細胞内電位が外よりも低くなっているとき、Na+やCa2+は細胞内へと取り込まれる。このとき細胞外へと放出される K+よりも細胞内に取り込まれる 2 つのイオンが多い
ため、細胞内の電位が急激に高くなる脱分極を起こし、この時細胞は収縮をおこす。
放出された Ca2+はカルモジュリンと結合して、ミオシン
軽鎖キナーゼを活性化させて、ミオシン軽鎖のリン酸化を促す。ミオシン軽鎖がリン酸化することで、アクチンとミオシンの相互作用により筋収縮が起こる。
4-2 中膜モデルの収縮応答評価
平滑筋細胞には収縮型と合成型の 2 つの細胞表現型が存在している。通常時は収縮能をもつ収縮型であるのに対し、血管新生時には高い増殖能をもつ合成表現型をとっている。
拍動刺激は合成型から収縮型へと制御する因子の一つである。静置培養後のモデルは、拍動培養後のモデルに比べて、収縮力が弱かった。それは静置培養後のモデル内には合成型平滑筋細胞の割合が高かったためであると考えられる。
一方、拍動培養時には、モデル内で細胞は収縮型へと誘導され、高い収縮性を示したと考えられる。すなわち拍動培
養 30 日後のモデル内では収縮型平滑筋細胞の割合が高い
ことが示唆され、この状態は生体血管に最も近い細胞の形質になっていると考えられる。
5.

結論
本研究により、血管中膜にみられる弾性層板構造を模倣した組織工学的弾性血管モデルを開発することができた。

60mM KCl
Non KCl

Fig.4A Contraction of tissue engineered vascular media model(Static)

60mM KCl

6. 参考文献(1) Keiichi Miyamoto, et al, Creation of cross-linked
electrospun isotypic-elastin fibers controlledcell-differentiation with new cross-linker, International
Journal of Biological Macromolecules, Vol. 45, No. 1, pp.
33-41, 2009.
(2)

Non KCl

Fig.4B Contraction of tissue engineered vascular media model(Dynamic)― 386 ―Paul H. Ratz, et al, Regulation of smooth muscle calcium
sensitivity: KCl as a calcium-sensitizing stimulus,
American Journal of Physiology- Cell Physiology, Vol.288
No.4, C769-C783, 2005

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）エラスチン／コラーゲン複合型人工靭帯の開発と評価
Development and Evaluate of the Elastin / Collagen Composite Artificial Ligament○ 晝河政希（三重大）佐藤辰哉（三重大）井上綱太（三重大）丹羽紘介（三重大）
伊東直也（三重大）服部徹也（三重大）細井敬（三重大）長谷川正裕（三重大）
宮本啓一（三重大）堀内孝（三重大）
Masaki HIRUKAWA, Mie University, Tatsuya SATO, Mie University, Kota INOUE, Mie University, Kosuke NIWA, Mie
University, Naoya ITO, Mie University, Tetsuya HATTORI, Mie University, Takashi HOSOI, Mie University, Masahiro
HASEGAWA, Mie University, Keiichi MIYAMOTO, Mie University, Takashi HORIUCHI, Mie University
Abstract: When ligaments are injured, patients are select reconstructive surgery or conservative treatment. Commonly, thereconstructive surgery carry on using a bonepatella tendon-bone or a hamstring tendon. However, these methods have
limitations related to the strength of the bone-ligament insertion and possibility of re-rupture of reconstructed ligament
after surgery. Therefore, it is necessary to develop new reconstruction procedure or new artificial ligaments. Elastin is amajor component of elastic fibers and ligaments, however, the role of elastin in ligament regeneration has not been cleared.
In this study, we developed cell-seeded artificial ligament consisted of polydioxanone (PDS) suture and elastin andcollagen fiber. After implanted, the biomechanical properties of ligament was increased in cell-seeded model. In addition,
cartilage and bone tissue formation confirmed at ligament insertion site. These data suggest that developed artificial
ligaments can be expected replace to original tissue.
Key Words: Elastin, Collagen,Artificial Ligament,Ligament Reconstruction
1. 緒言
サッカーなどのスポーツ活動時や，加齢，肥満によって靭帯組織に過剰な負荷が加わることによって靭帯損傷が引き起こされる．損傷が激しい場合には靭帯の断裂につながり，適切な治療を施さなければ変形性関節症などの合併症を引き起こす可能性がある．特に，前十字靭帯などの関節
内靭帯は血管が乏しい環境下に存在するため，損傷した際の自然治癒は望めない．さらに損傷した状態で長期間放置
す る と 断 裂 し た 靭 帯 が 退 縮 す る と い う 報 告 も あ る (1) ．
我々はこれまで，in vitro においてエラスチンを用いたファイバー上で靭帯細胞を培養することで骨分化マーカーの活性上昇を確認し，in vivo においてもエラスチンをコーティングした人工靭帯を移植した際に，引き抜き強度が向上した結果が得られた．また，水溶性エラスチンを性質ごとに分画して得られたアイソタイプ型エラスチンを足場とした際には靭帯細胞の骨分化を促すこともわかった (2)．そこで本研究では，エラスチンファイバーおよびコラーゲンファ
イバーに靭帯細胞を播種した組織工学的人工靭帯を作製し，実際に移植した後に力学的および組織学的評価を行った．
2. 方法
2-1 エラスチン/コラーゲン複合人工靭帯の作製
生体吸収性縫合糸であるポリジオキサノン（PDS）を軸として人工靭帯を作成した．1-PDS（直径 0.400～0.499mm）の両端を球状に加熱成型し，コロナ放電によるエラスチン
コーティングを施した．その後，PDS の中央にコラーゲン
ファイバーを，両端にはエラスチンファイバーを巻きつけ，
中央にはさらにエラスチンファイバーを巻いた． また，
5-0PDS（直径 0.100～0.149mm）を用いて 2 本同様に作製し，合計 3 本を束ねて 1 つの人工靭帯とした．この際，ウサギ
靭帯細胞を播種したファイバーを用いた人工靭帯（細胞あり群，Fig.1b）と，細胞を播種していないファイバーを用いた人工靭帯（コントロール群，Fig.1a）を作製した．
2-2 人工靭帯の移植
ジャパニーズホワイトラビット（12 週齡，メス）の内側側副靭帯（MCL）を半切し，大腿骨および脛骨に孔（2.5mm径）を空け，作製した人工靭帯を損傷させた MCL に隣接した位置に移植した（Fig.1c）．移植時，コントロール群には無細胞エラスチンゲルを，細胞あり群には細胞包埋エラ
スチンゲルを骨孔に注入した．術後 6 週間でサンプルを採取した．また，人工靭帯を移植しない非手術（Sham-ope）
群も作製した．（各群 6 羽）
2-3 組織学的評価採取したサンプルの人工靭帯の骨孔挿入部に関してパラ
フィン切片を作製し，HE 染色および Safranin-O 染色により評価した．
2-4 力学特性評価
サンプルを大腿骨，脛骨とともに採取し，MCL 以外の組織を取り除き，組織の厚さ，自然長，幅を測定した．膝関節を応力－ひずみ測定装置に固定し，弾性率測定および破断強度測定を行った．
3. 結果
3-1 術後 6 週間における肉眼的所見
術後 6 週において人工靭帯に用いた PDS は大部分が分解，吸収されており，MCL と人工靭帯の明確な境界は確認できなかった．
3-2 人工靭帯―骨挿入部の組織染色
HE 染色および Safranin-O 染色の結果，人工靭帯の挿入部に軟骨基質，骨基質の産生が認められたが，細胞あり群とコントロール群に差は見られなかった（Fig.2）．

― 387 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3-3 組織強度
MCL の弾性率を測定した結果，細胞あり群において，コントロール群と比較しておよそ 2.7 倍の値を示し，有意に上昇していることが確認できた（Fig.3）．また，細胞あり群と非手術群では有意な差は見られず，比較的近い値を示した（細胞あり群：15.4MPa，コントロール群：5.7MPa，
非手術群：18.5MPa）．

Fig.1 (a) artificial ligament without cells, (b) artificial
ligament with cells, (c) photograph of after transplanting, and(d) 6 weeks after surgery.

Fig.2 Images showed insertion region. (a) HE staining ofcontrol, (b) safranin-O staining of control, (c) HE staining ofcell-seeded, and (d) safranin-O staining of cell-seeded. (Arrows
showed insertion direction. Scale bar: 500 μm)

4. 考察
人工靭帯の移植後 6 週間で PDS は大部分が分解されていた．事前に PDS の劣化試験を行った際，6 週間の期間では弾性率が約 10％減少する結果が得られていた．本研究では，
特に細胞あり人工靭帯において PDS の分解が顕著であった．しかし，弾性率測定の結果は非手術群と同等の値を示したため，PDS の分解速度をあらかじめ細胞を播種することにより細胞の基質産生速度が上回ることで半損 MCL の修復につながったと考えらる．エラスチンファイバー上で靭帯細胞を培養すると細胞の骨分化を促すことが我々の研究ですでに明らかとなったが（2），培養時にねじれ刺激を加えることで骨分化を抑制し，靭帯基質の産生を促す結果も得られている（3）．さらに本研究で作製した人工靭帯はエラ
スチンだけでなくコラーゲンファイバーも組み合わせて用いているため，細胞はエラスチンとコラーゲン，そしてね
じれの刺激を複雑に受けていることが予想される．骨挿入部に関して本研究の染色結果には違いが見られず，人工靭帯の細胞の有無によらず軟骨増生および骨組織形成が見られた．以前に行った我々の研究より，エラスチンをコーティングした PDS で作製した人工靭帯を移植した際には，コーティング無しの人工靭帯に比較し，引き抜き強度が約 3.7倍に増加する結果が得られている．このため，今回の軟骨増生および骨組織形成もエラスチンの刺激による影響であることが考えられる．
5. 結論
人工靭帯に細胞を播種したエラスチンおよびコラーゲン
ファイバーを用いることで，移植後の強度上昇が確認できた．また，人工靭帯自体の強度および，挿入部の軟骨化および骨化を促すことで骨との接合強度の向上が期待できる
組織工学的人工靭帯の開発に成功した．
参考文献(1) Attia E, et al, Patterns of gene expression in a rabbit
partial anterior cruciate ligament transection model: The
potential role of mechanical forces. Am J Sports Med.
38:348, 2010
(2) N. Mizutani, et al, The behavior of ligament cells
cultured on elastin and collagen scaffolds. J Artif
Organs. 17:50-59, 2014
(3) N. Mizutani, et al, Multiple-type dynamic culture ofhighly oriented fiber scaffold for ligament regeneration.
J Artif Organs. 16:49–58, 2013

Fig.3 Elastic modulus of ligament (6week, *: p < 0.05, **: p< 0.01). Cell-seeded group showed 15.4 ± 1.3 MPa, control
group showed 5.7 ± 3.6 MPa, and sham group showed 18.5 ±5.7 MPa respectively. (Mean ± SD)― 388 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）大腿骨頸部骨折術後患者の歩行開始動作時の逆応答現象と体幹運動
The inverse fluctuation and trunk movement during gait initiation in the patients with femoral
neck fracture.
〇安藤将孝(大分リハビリテーション病院，大分大院)，池内秀隆（大分大）Masataka ANDO, Oita Rehabilitation Hospital, Graduate School of Oita University
Hidetaka IKEUCHI, Oita University
Abstract
The elderly population over 65 years old increases and the proportion of ageing has reached 26.0% in Japan. The mostfrequent cause of the femoral neck fracture is due to fall. Some studies have reported that falls occur most frequently during
the transitional phases of gait like initiation, termination or turning. The gait initiation is the transit movement and said
that more instable for elderly populations. The mechanical analysis of transit movement among those people is thought tobe useful to reduce the risk of falls during these movement in the elderly. In this report, we analyze the gait initiation in
the patients with femoral neck fracture with three dimensional motion capture system and force plates.
Key words
gait initiation, femoral neck fracture, inverse fluctuation, trunk movement
1． はじめにことが先行研究において指摘されている 8)．歩行開始動作時には我が国の総人口は減少傾向にあり，総人口に対して 65 歳以上

床反力作用点（Center of Pressure：以下，COP）が後方およびの高齢者人口が占める割合（高齢化率）も 26.0％と過去最高とな

振り出し脚側へ移動することが確認されており，これは逆応．高齢者人口の増加に伴い，高齢者の骨折として頻度答現象と呼ばれている 9)．歩行開始動作時の COP の後方変位のの高い大腿骨頸部骨折患者数は今後も増加することが予測され減少が転倒リスクと関連することが先行研究で報告されている 10)．

ている 2)．大腿骨頸部骨折患者 1 人当たりの手術・入院費用は歩行開始動作に関する先行研究では，高齢者 8)，片麻痺患者 11)，140～180 万円，年間の大腿骨頸部骨折にかかわる医療・介護費

パーキンソン病患者 12)，変形性膝関節症患者 13)，大腿切断患者

用は 5,318.5～6,359.0 億円とされ 3)，高齢化社会の進行に伴う高14)において逆応答現象が減弱することが報告されている．しかし，齢者医療費の急増に対して高齢者医療費の適正化が急務とされ大腿骨頸部骨折術後患者の歩行開始動作時の逆応答現象と転ている．

倒リスクを明らかにした研究は我々が渉猟した限り皆無である．

っている

1)

本邦における大腿骨頸部骨折の発生理由は転倒が最も多く，

本報告では健常若年者と大腿骨頸部骨折術後患者の歩行開74％を占めたと報告されている ．また，大腿骨頸部/転子部骨折

始動作時の逆応答現象と体幹運動について三次元動作解析シ

診療ガイドラインでは大腿骨頸部/転子部骨折を生じた患者は，ステムを用いて解析し検討する．

4)

対側の大腿骨頸部/転子部骨折のリスクが明らかに高いことから
2． 方法

骨粗鬆症治療や転倒予防対策を講じることが望ましいとされてい
5)

る ．

2.1 被験者

高齢者における多くの転倒が歩行開始，歩行停止動作や方向歩行に影響を与える整形外科疾患および中枢神経疾患の既往転換のような歩行の過渡期に発生していると報告されている 6,7)．

がなく独歩が可能な健常若年成人 5 名（男性 5 名，年齢：23.6±3.6

歩行開始動作は静止した状態から一定の速度で移動する状態へ

歳，身長：170.6±6.0ｃｍ，体重：63.1±9.1kg）と大腿骨頸部骨折以移行する過渡動作であり，高齢者にとっては不安定な動作となる外の整形外科疾患および中枢神経疾患の既往がなく独歩が可能― 389 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

700
600
500
400
300
200

COPx

100

-200

-150

-100

-50

0

0

50

100

COPy
150

-100

Fig.3 COP trajectory during gait initiation from right leg

Fig.1 Placement of the light-reflecting markers

Trunk lateral bending angle
Eight infrared cameras

Four force plates

Trunk anterior tilting angle

=TL

=TA

Direction of the gait initiation

Fig.2 Experimental environment
な大腿骨頸部骨折術後患者 2 名（女性 2 名，年齢：63.0±4.2 歳，
身長：149.5±6.4cm，体重：43.4±4.6kg）であった．患者 2 名は左大
腿骨頸部骨折に対する観血的骨接合術後，それぞれ 37 日目と32 日目に計測を実施した．

Fig.4 Angle of trunk lateral bending and anterior tilting
数秒経過した後に被験者自身のタイミングで歩行開始動作を実施した．各被験者のより自然な歩行開始動作となるように，歩行速
度，歩幅は特に規定せずに動作を行うよう指示した．振り出す脚

2.2 計測システム

は左右各 5 試行実施し，振り出す脚は各試行前に口頭にてランダ

歩行開始動作時の運動学的データおよび運動力学的データは，
8 台の赤外線カメラ（Vantage5, Vicon）を用いた三次元動作解析システムと 4 基の床反力計（AMTI）を用いて計測した．運動学的データはサンプリング周波数 100Hz，運動力学的データはサンプリ

ムに被験者に伝えた．各試行間で足部の位置が一定となるように
床反力計上にテープで印をつけた．被験者は歩行開始後，立ち止まることなく約 5m 歩行した．立位保持時と歩行開始動作中は前方の目印を注視するよう指示した（Fig.2）．

ング周波数 1,000Hz で計測した．
2.4 倫理的配慮
2.3 計測手順

本研究は社会医療法人敬和会倫理審査委員会および大分大

被験者は半袖・半ズボンのスパッツを装着し，身体各部に 39 個の直径 14mm の反射マーカーを貼付した．反射マーカーの貼付
位置は Plug-in Gait model に準じた（Fig.1）．被験者は裸足で肩幅に足を開いた状態で安静立位を保持し，この姿勢を開始姿勢とし

学理工学部研究倫理審査委員会の承認を得てデータ計測を実施した．研究被験者への説明に当たっては，研究の目的，研究方
法，得られた情報は目的以外には使用しないこと，厳重に管理・保管を行うことを文書で十分に説明し，書面にて同意を得た．

た．左右足部は 2 基の床反力計にそれぞれ 1 歩ずつ接地するようにした．開始の合図はセラピストが口頭で行い，口頭指示の後― 390 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Table 1 COP displacement during gait initiation from right leg

Table 3 Trunk movement during gait initiation from right leg

COPx (mm)COPy (mm)TL (degree)

TA (degree)

Young subject A

52.9±16.0

25.3±9.9

Young subject A

1.0±1.1

3.5±3.4

Young subject B

39.2±20.0

22.0±1.7

Young subject B

2.7±0.4

9.7±0.7

Young subject C

29.3±6.6

24.4±12.7

Young subject C

1.9±0.4

5.1±0.4

Young subject D

47.7±9.0

29.5±1.7

Young subject D

0.0±0.2

5.3±3.0

Young subject E

37.7±5.0

21.1±4.9

Young subject E

0.5±0.1

8.4±1.2

Patient F

30.2±6.9

14.1±8.4

Patient F

0.9±0.55.3±1.2

Patient G

9.1±2.6

5.7±4.3

Patient G

7.5±0.8

6.4±3.2

Table 4 Trunk movement during gait initiation from left leg

Table 2 COP displacement during gait initiation from left leg

TL (degree)

TA (degree)

Young subject A

1.1±0.6

7.3±1.0

31.1±13.5

Young subject B

1.9±0.4

8.7±0.740.4±14.5

9.0±11.3

Young subject C

1.7±0.3

4.5±0.9

Young subject D

50.2±9.430.8±10.9

Young subject D

0.5±0.2

4.0±0.5

Young subject E

37.4±9.4

21.6±15.8

Young subject E

0.3±0.5

5.5±1.4

Patient F

39.8±11.2

22.2±7.4

Patient F

1.1±1.2

3.6±1.1

Patient G

10.8±2.6

9.4±5.5

Patient G

5.0±0.7

2.5±0.5

COPx (mm)COPy (mm)Young subject A

70.4±1.2

25.2±6.3

Young subject B

51.3±5.0

Young subject C

2.5 データ解析

患者 G は健常若年者および患者 F と比較すると COPx および

データ解析区間は，COP が変位を開始する瞬間（以下，onset）

COPy が減少していた．

から 1 歩目が接地した瞬間（以下，FC）までとした．解析区間内における，COP の後方最大変位距離（以下，COPy），COP の遊脚

3.2 体幹角度側最大変位距離（以下，COPx），体幹最大側屈角度（以下，TL）

Table 3 に右下肢から歩行開始動作を実施した場合，Table 4 に

お よ び 体 幹 最 大 前 傾 角 度 （以 下 ， TA） を 安 静 立 位 保 持 時 の左下肢から歩行開始動作を実施した場合の TL および TA をそれ

500ms 間の平均値との差から算出した．onset は Fz 値が安静立位

ぞれ示す．

500ms 間の平均値から 2 標準偏差以上変化した時点と定義した．

TL について，患者 F は健常若年者と同程度であったが，患者

FC は踵に貼付した反射マーカーの Z 座標が onset 後，最初に最G は健常若年者および患者 F と比較すると大きかった．左下肢か小となる瞬間と定義した．

ら歩行開始動作を実施した場合に患者 2 名は健常若年者と比較して TA が小さかった．
3． 結果
4． 考察

3.1 COP 変位
Table 1 に右下肢から歩行開始動作を実施した場合，Table 2 に

本報告では健常若年者および大腿骨頸部骨折術後患者の歩左下肢から歩行開始動作を実施した場合の COPx および COPy

行開始動作時の逆応答現象および体幹運動について解析を行をそれぞれ示す．

った．

患者 F の COPx および COPy は健常若年者と同程度であった．

― 391 ―

COPx および COPy は健常若年者と患者 F の間には大きな差

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）は無かったが，患者 G において減少していた．歩行開始動作はCOP と COG の水平面における位置関係が解離しない限り生じな/転子部骨折の退院後管理．2011 年．
6)

MJ. Ashley, CI. Gryfe, A. Amies, A longitudinal study of falls

いとされている 15）．また，歩行開始時には COP が遊脚側となる下in an elderly populationⅡ. Some circumstances of falling. Age

肢の方向および後方へ変位し，COG との水平面上の位置関係にAgeing 1977；6：211-220.

ずれが生じることによって，COG の支持脚および前方への移動を

7)

R. Khanmohammadi, S. Talebian, MR. Hadian, G. Olyaei,

推進する 8)．患者 G における COPx の減少は COG の支持脚方H.Bagheri, Preparatory postural adjustments during gait向への推進力を減少させたと考えられるが，体幹側屈運動を健常

initiation

若年者より大きくすることで COG を支持脚方向へ移動させたと考

neurophysiological and biomechanical aspects. Brain Res.

える．患者 2 名における COPy の減少を代償するために体幹前傾2015；1629：240-249.

角度が健常若年者と比較すると大きくなることが予測されたが，左8)

in

healthyyounger

and

older

adults ：AF. Polcyn, LA. Lipsitz, DC. Kerrigan, JJ. Collins, Age-related

下肢から歩行開始動作を実施した場合，健常若年者よりも体幹前changes in the initiation of gait ： Degradation of central

傾角度がわずかに小さかった．今後は体幹以外の骨盤や股関節

mechanisms for momentum generation. Arch Phys Medなどの下肢関節の運動や床反力，関節モーメントなどの運動力学

Rehabil 1998；79：1582-1589.
9)的データについて検討を行う必要があると考える．

江原義弘，歩き始め．理学療法 MOOK(6)運動分析．三輪書店，2000．

10) K. Uemura, M. Yamada, K. Nagai, M. Shinya, N. Ichihashi,

5． おわりに
本報告では被験者数が少ないなかでの検討であるため，健常

Effect of dual-tasking on the center of pressure trajectory at gait

若年者と大腿骨頸部骨折術後患者の間の差を明確にすることはinitiation in elderly fallers and non-fallers. Aging Clin. Exp.

出来ない．今後は大腿骨頚部骨折術後患者の症例数を増やし，Res. 2012；24：152-156.

対照群として健常高齢者のデータ計測を進めていく予定である．

11) AS. Sousa, A. Silva, R. Santos, Ankle anticipatory postural

また，先行研究で逆応答現象に影響を与えることが報告されていadjustments during gait initiation in healthy and post-stroke

る歩行開始動作時の歩幅，歩行速度，歩隔についても検討を行

subjects. Clin Bimech. 2015；30(9)：960-965.
12) N. Gantchev, F. Viallet, R. Aurenty, J. Massion, Impairment ofっていく．

posture-kinetic co-ordination during initiation of forward
orientation stepping movements in parkinsonian patients.

参考文献
1)

内 閣 府 ． 平 成 27 年 版 高 齢 社 会 白 書 ． 2-3 ．
http://www8.cao.go.jp/kourei/whitepaper/w-

2)13) JM. Viton, M. Timsit, S. Mesure, J. Massion, JP. Franceschi, A.

2015/zenbun/27pdf_index.html から引用可能．

Delarque, Asymmetry of gait initiation in patients with

日本整形外科学会，日本骨折治療学会．大腿骨頸部/転子

unilateral knee arthritis. Arch Phys Med Rehabil. 2000；81(2)：部骨折診療ガイドライン．改訂第 2 版．第 2 章 大腿骨頸部/

194-200.
14) V. Michel, RKY. Chong, The strategy to regulate and to

転子部骨折の疫学．2011 年．
3)

4)

5)

Electroencephalogr Clin Neurophysiol. 1996；101(2)：110-120.

太田壽城，原田敦，徳田治彦，日本における大腿骨頸部骨

modulate the propulsive forces during gait initiation in lower

折の医療経済．日本老年医学会雑誌 2002；39(5)：483-488．

limb amputees. Exp Brain Res. 2004；158：356-365.

Committee for osteoporosis treatment of the Japanese

15) Y. Jian, DA. Winter, MG. Ishac, L. Gilchrist, Trajectory of theorthopeadic association, Nationwide survey of hip fracture inbody COG and COP during gait initiation and termination ofJapan. J Orthop Sci 2004 ; 9(1): 1-5.

gait. Gait Posture. 1993；1(3)：9-22.

日本整形外科学会，日本骨折治療学会．大腿骨頸部/転子部骨折診療ガイドライン．改訂第 2 版．第 10 章 大腿骨頸部― 392 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）動作解析データに基づく脳卒中患者の歩行運動の特徴抽出～多変量解析を用いたサブタイプ分類～
Characteristic extraction of walking in stroke patients based on motion analysis data~subtype classification using multivariate analysis~○ 永井澪（芝浦工業大学）
山本紳一郎（芝浦工業大学）

河島則天（国リハ研）

Mio NAGAI, Shibaura Institute of Technology
Shin-ichiro YAMAMOTO, Shibaura Institute of Technology
Noritaka KAWASHIMA, National Rehab Center for Persons with Disabilities
Abstract: The gait characteristics of stroke patients are known to depending on the damaged brain, the degree ofmotor paralysis and sensory disturbance. The our purpose of this study is to perform feature extraction andsubtype classification of walking using multivariate analysis based on gait analysis data of 98 cases of stroke
patients acquired at clinical site. Specifically, we tried classification of stroke group based on cluster analysis after
subjecting spatiotemporal change of walking obtained from 3D motion analysis of kinematics data. We examined
the relevance by examining the relationship between classification result and stroke impairment evaluation method.
Key Words: Gait analysis, cluster analysis, principal component analysis, Stroke
1. 背景・目的
脳卒中患者の歩行特性は，損傷を受ける脳の領域，運動麻痺や程度によって異なることが知られている．そこで脳卒中患者の歩行パターンを客観的に特定することで，患者の傾向を分類するために，サブグループに見合った重要な歩行パラメータを使用することが出来る．さらにリハビリテーション介入にあたり，患者の評価ツールに利用できる可能性がある (1)．そこで本研究では臨床現場にて取得した
脳卒中片麻痺患者 98 症例の歩行解析データを元に，多変量解析を用いた歩行動作の特徴抽出と，サブタイプ分類を行った．分析には三次元動作解析システムから得られた時空間変数及びキネマティックデータを用いて主成分分析とクラスター分析を行った．さらに脳卒中機能障害評価法の関連を検討することでその妥当性について検討した．
2. 実験方法
2.1 被検者
被検者は慢性脳卒中片麻痺患者 98 名（年齢 68.9±11.6 歳，
左麻痺 59 名，女性 37 名）．理学療法士により脳卒中機能障害評価法（Stroke Impairment Assessment Set : SIAS）を用いて各被検者の重症度を評価した．SIAS とは麻痺側上下肢の運動機能に加え，非麻痺側機能など多岐にわたる評価項目があり，簡便かつ総合的な指標である．9 種類 22 項目から成り，各項目が 3 あるいは 5 点満点，合計 76 点で評価される．本実験では歩行機能の評価のため，SIAS から下肢近位/遠位テストを採用した．下肢近位（股関節）は座位にて股関節を 90°より最大屈曲させる．下肢近位（膝関節）は座位にて膝関節を 90°屈曲位から十分伸展させる．下肢遠位では，座位または臥位にて踵部を床につけたまま足部の背屈運動を強調しながら背屈屈曲を繰り返す．すべての試
験は 3 回ずつ行われた（0：全く動かない～5：非麻痺側と変わらず正常）．各テストは 5 点満点である．

2.2 実験システム
本研究では臨床現場おいて，三次元動作解析システムを用いて歩行動作計測実験を行った．被験者の身体標点計 39
か所（PlugInGait Marker Set）に赤外線反射マーカーを貼付
し，マーカーの座標データを三次元動作解析システム(Vicon Motion System)を用いてサンプリング周波数 200Hzで取得した．
2.3 実験方法
歩行課題を行う前に，被検者を三次元動作解析システム
内に設置した床反力計の上に両手を広げて立位姿勢をとってもらい，各マーカー座標を計測した．その後，三次元動作解析システム内の約 6m 歩行路を快適歩行速度にて歩行させた．試行回数は 3 回で，すべての施行で歩行中のマーカーの座標データを計測した．また，独歩困難な被験者に関しては歩行路に設置した平行棒内での歩行を実施した．
2.4 解析方法
三次元動作解析システムから取得した座標データを元に，両足のステップ長[m]，ステップ時間[s]，%Recovery[%] (2)（COM のエネルギー変換効率），歩行速度，両足支持期[%]，
遊脚期/立脚期の割合（SW/ST）を両足に対して算出した．
又，左右の対称性をステップ長とステップ時間に対して比を算出した．これらの 18 変数の次元を削減するため，主成分分析を用いた．その後主成分分析で 80%以上の累積寄与率のある主成分を採用し，算出した各主成分，被験者における主成分得点を算出した．次に，その主成分得点を変数として階層クラスター分析を行った．被検者間の非類似度
はユークリッド平方距離により算出し，クラスター間の非類 似 度 の 定 義 は ward 法 を 用 い た ． 群 間 の 比 較 に は ，Bonferroni 法による多重比較を用いた．

― 393 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 結果
主成分分析の結果，累積寄与率 80%以上，固有値 1 以上の 6 つの主成分が採用された．PC1（第 1 主成分）は歩行
周期全体のキネマティックデータに寄与する成分で，PC2は遊脚期のキネマティックデータ，歩行効率の良さ，対称性に寄与する成分，PC3 以降は主にキネマティックデータに寄与する主成分であった．
クラスター分析の結果，Fig.1 に示すデンドログラムが作成され 5 つの群に分類された．患側健側の関節角度を Fig.2に示し，時間・空間の要素を持つ歩行速度と歩行効率である%Recovery の散布図を Fig.3 に示す．
CL3 は速度に関して，他群全てと有意差が認められた．
また，ステップ長，ステップ時間，%Recovery，対称性において CL2,4 または CL1 との有意差が見られた．
CL2,4 は，左右の非対称性が大きく歩行速度は遅かった．
さらに，麻痺側における関節角度の変位は類似していたが，CL4 は健側における股関節伸展ピークが CL2 より有意に大きかった．
CL1 は速度に関して CL3 のみと有意差が認められたことから中程度の速度であった．ステップ時間の対称性は CL3と有意差があり，ステップ長の対称性は他群全てと差がな
かった．また，両側ステップ長に CL3 との差がみられた．
CL5 は 速 度 に 関 し て CL3 と の 有 意 差 が 認 め ら れ たが，%Recovery，時間・空間パラメータ，対称性に関して差は見られなかった．
SIAS 下肢スコアの合計から，CL1,3,5 にスコアの高い被検者が含まれることが分かり，健側における評価である非麻痺側大腿四頭筋スコアは全ての群に差はなかった．
考察
本解析の結果，98 名の脳卒中被験者を 5 つのクラスターに分類することが出来た．脳卒中患者における時空間パラ
メータ・キネマティックパラメータの関与は特にキネマテ
ィックに関する指標に大きなばらつきがあることが分かった．
また，各群の傾向としては，CL1：ステップ時間の非対称性，ステップ長の減少がある群，CL2,4：非対称性の強い群，CL3：歩行速度が速く歩行効率の良い群，CL5：歩行効率を保つ群，という特徴が現れた．
各指標の多重比較から CL3 は正常に近い分類になるものと考えられる．CL5 は速度は CL3 に劣るものの，歩行効率，ステップ長，ステップ時間において CL3 と差がなかった．さらに両側における歩行周期全体において足関節，膝関節角度のピーク値が CL3 より小さかった．しかし股関節
角度のピークは十分であり，このことは足関節背屈の減少を股関節で補おうとする戦略(3)であると考えられ，このよ
うな群はある程度の歩行効率を保てることを示唆した．

Fig.1 The dendrogram that was provided as a resoult ofcluster analysis.

Fig.2 Sagittal plane joint angle during walking

Fig.3 Scatterplots of the velocity and %Recovery
CL1 はステップ時間の非対称性，両側ステップ長に関して CL3 との差がみられ，両側における膝関節・股関節可動域も有意に小さかった．さらに股関節角度は踵接地時から高い値を示しており，伸展ピークが正の値であった．このことは前傾姿勢で歩行をしていること考えられ，比較的重度な被検者が含まれると考えられる．
CL2,4 は時間・空間パラメータ共に非対称性があり，歩
行速度がは遅く，歩行効率の低い群であった．しかし CL4に関しては健側股関節伸展ピークが CL2 より有意に大きいことから，体幹の姿勢を保ちつつ股関節可動域を広げる
ことのできる群であると考えられる．
また，SIAS との比較では CL1,3,5 間に有意差はなかった．
しかし CL3,5 が，ある程度歩行効率を保てる群であるのに対し，CL1 の歩行効率は低かった．さらにスコアの低い
CL2,4 は非対称性の強い群であることから，下肢 SIAS スコ
アは一概に歩行と関連づけることは出来ないこと，歩行時の左右差が SIAS の低さに現れることが考えられる．本研
究の分類は，両側の指標と時空間，キネマティックパラメ
ータを用いる事により，特徴のあるサブグループに分類することが出来た．
参考文献(1) Patterson KK, Gage WH, Brooks D, Black SE, McIlroy
WE, Evaluation of gait symmetry after stroke: acomparison of current methods and recommendations forstandardization, Gait Posture, Vol.31, No.2, pp.241-246,
2010.
(2) Cavagna GA, Franzetti P, The determinants of the step
frequency in walking in humans, J Physiol, Vol.373, No.1,
pp.235-242, 1985.
(3) Roche N, Bonnyaud C, Geiger M, Bussel B, Bensmail D,
Relationship between hip flexion and ankle dorsiflexion
during swing phase in chronic stroke patients, Clinical
Biomechanics, Vol 30, No3, pp.219-225, 2015.

― 394 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）異なる歩行形態にみる足底局所の剪断力
Shear force at the local areas of planta produced by different gait styles〇小室有子 1 安在絵美 2 中嶋香奈子 3 佐藤克成 4 元岡展久 5 太田裕治 1
1.

お茶の水女子大学大学院人間文化創成科学研究科生活工学共同専攻, 2. 日本学術振興会, 3. 国立研究開発法人産業技術総合研究所, 4. 奈良女子大学研究院生活環境科学系,
5. お茶の水女子大学基幹研究院〇Yuko Komuro1, Emi Anzai2, Kanako Nakajima3, Katsunari Sato4, Nobuhisa Motooka5, Yuji Ohta1
Ochanomizu University Graduate School of Humanities and Sciences Cooperative Major in Human
Centered Engineering, 2. Japan Society for the Promotion of Science, 3. National Institute ofAdvanced Industrial Science and Technology, 4. Nara Women’s University, Faculty Human Life andEnvironmental Sciences 5. Ochanomizu University Faculty of Core Research
1.

により調査するパイロット実験をすることである．

背景と目的

歩行能力は特に高齢者の生活の質と密接に繋がっている．歩行を確保することは自立した健康な生活を可

２．方法

能にする．しかし、歩行能力は加齢とともに減少をする

被験者は２０歳の健康な女性

1)． また、高齢者のつま先の底屈筋と転倒との関係にで、歩行の支障がない１名としついて研究し、転倒歴がないグループ(14.8%BW：Body

た． 使用機器は直径 10mm

Weight)は転倒歴ありのグループ(11.6%BW) より拇指の３軸センサー（ショッカクチップ、タッチエンス株式会の力が有意に強く、更に、転倒グループでは外反母指社、Figure 1）で、2が有意に多かった (p<0.01)2)．更に、親指以外の指の枚の靴の中敷きのう

変形している人も有意に多かった(p<0.01)と報告していち一枚に穴をあけ埋め込んで使用した．穴の箇所は踵る．つま先底屈筋の筋力について片側底屈筋膜炎を

骨隆起部、立方骨、第 5 中足骨頭、母指球、第 1 中足持つグループはコントロールグループよりも有意に小さ

骨頭、中間楔状骨、横足弓中心の 7 か所とした. セン

いつま先足底筋力を示した 3). このように、加齢や足のサー付きの中敷きは直接足にテープで固定された．歩疾患は歩行への大きな影響力を持っている．歩行評価

行形態は普通歩行、広い脚間歩行、内股歩行、外股指標の一つとして、床反力計を使用し床反力や前額面、

歩行、大股歩行の５歩行形態で、それぞれ 5m の距離

矢状面への動揺が測定されてきたが、これらのデータを往復した。解析対象は左足の復路のデータとした．

は足全体からもたらされたデータであり、異なる足底局

データは電位（V）で収集され、製品の変換式に基づき、所での働きをとらえることができなかった．近年、小型 3

電圧（V）に変換された．変換されたデータは歩行形態

軸センサー(Fig. 1) の開発により、足底一部の垂直分

ごとに中３歩の最高値と最小値を、一元配置の分散分

力や側方剪断力や進行方向前後の剪断力の計測が析で検定した．検定には SPSS バージョン 24 を使用し可能となった．そこで、本研究の目的はこの小型センサ

た．有意確立 5％未満で有意差ありとした．

ーを使用し足底局所にかかる剪断力を異なる歩行形態

2.

― 395 ―

結果

Fig. 13 軸ショッカクチップ

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）第 1 中足骨頭

歩行別足底局所の最大値、最小値は Table 1 に記した．

第１中足骨頭の後方への剪断力は、普通歩行と比べ

Table 1 歩行別足底局所の平均最大値、最小値

広脚間歩行、外股歩行で有意に大きかった(p<0.001,
p<0.001, Fig. 2)．また、外股歩行では垂直力も有意に大きかった(p<0.01)．

センサー位置 歩行別第1中足骨頭第5中足骨頭
拇指球

3

広脚間

内股

外股

垂直力

側方剪断力

前後剪断力

垂直力

側方剪断力

前後剪断力

垂直力

垂直力

側方剪断力

前後剪断力

0.24056.67502.60880.214630.2973

0.9711

0.33212.42432.12070.862447.1992 **1.7211

0.99215.8448

最小値 -0.5135-0.4840-0.1946-1.8893-2.5607 **-0.1077-0.4848-0.3897-0.4632-1.9620-3.2744 **-0.0723-0.4325-0.6985-0.1021

最大値

2.16950.2994

3.16980.96750.20180.8559 **1.85410.32353.07830.37100.18840.5684 **1.36400.46722.1233

最小値 -0.3254-0.7939-0.4630-0.0933 **-0.7916-0.4139-0.0602 **-1.1491-0.8567-0.3469-0.3842-0.6178-0.2123-1.1446 *-0.5477

最大値

側方剪断力 前後剪断力

大股

前後剪断力

2.0062垂直力

1.51231.55515.05104.4251 ***2.48796.5361

1.04800.5001

5.78182.72301.2137 *3.7754

1.71660.1508 * 10.4646 *

最小値 -0.1773-0.2401-0.1933-0.0602-0.0530-0.0911-0.1474-0.6045-0.4134-0.9557-0.2044-0.1366-0.1351-2.2694 *** -0.2533*=p<0.05, **=p<0.01, ***=p<0.01.

2

第１中足骨頭後方剪断力(N)

普通
側方剪断力

最大値

1

3.考察

0
-1

第１中足骨頭では足関節の底屈により生じる離床時の-2

後方への剪断力の影響を大きく受けている．その中で-3も、広脚間歩行と外股歩行形態では後方剪断力が顕

-4

1
32
63
94
125
156
187
218
249
280
311
342
373
404
435
466
497
528
559
590
621
652
683
714
745
776
807
838
869
900

-5

1/100sec.
普通

広脚間

内股

外股

著に表れている。外股歩行では大きな垂直力も加わり
第１中足骨頭へ負荷が想定される。また、第５中足骨頭

大股

では内股歩行と広脚間歩行とでは普通歩行と比較し、Fig. 2 第一中足骨頭後方剪断力

内方の剪断力が小さく、更に、広脚間歩行では垂直力も小さいことから、あまり、歩行に影響を与えていないの

第 5 中足骨頭
普通歩行と比べ、内股歩行と広脚間歩行での内方剪断力が有意に小さい値であった(p<0.01, p<0.01)．また、
外股歩行と広脚間歩行では垂直力が有意に小さかった(p<0.01, p<0.01)．しかし、大股歩行では後方剪断力
が有意大きかった(p<0.05)．

ではないかと思われる．しかしながら、大股歩行では後方剪断力が普通歩行より大きく、歩行への貢献が示された．拇指球においては広脚間歩行と外股歩行では
普通歩行より外方剪断力が大きかった．外反拇指の患者は健康な足を持つ人よりも側方剪断力が大きいとの報告がある 5). 広脚間や外股歩行形態による関節への拇指球の剪断力
広脚間歩行、外股歩行では普通歩行と比べ、外方剪
断力が有意に大きかった(p<0.001, p<0.05)．また、大股
歩行の後方への剪断力は普通歩行と比べ有意に大きかったが(p<0.001)、前方への剪断力は有意に小さかった(p<0.05)．また、大股歩行において、垂直力は普通歩行と比べ有意に大きかった(p<0.05)．

負担が懸念される．また、足よりも小さな靴を履くことにより、足の第１指が第２子方向に傾いたまま歩行することは外股歩行の角度に近くなり、普通歩行においても同じく大きな外方剪断力が推察される．曲げの力は中足骨付近への負担となるとの報告もある 4). 大股歩行
での大きな後方剪断力は、想定通りであった．
2.

***
6

歩行形態別に剪断力を調査することで、歩行形態特徴*

5

拇指球外方剪断力

総論が見えた．今後は多くのデータを収集することで、歩行4形態の特徴を明らかにし、歩行疾患への予防、高齢者

3
2の歩行支援に貢献できると思われる．

1

0

普通

広脚間

内股

外股

大股

Fig.3 拇指球外方剪断力ピーク値平均(***=p<0.001, *= p<0.05)

参考文献
１）
２）
３）
４）
５）

― 396 ―

Guralnik et al, American Journal of Epidemiology (1993).
Mickle et al.clinical Biomechanics 24(2009)787-791.
Allen and Gross, Journal of Foot and Ankle Research 2015.
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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）脊髄損傷者の身体機能の分析と日常生活動作との因果性の解析

Analyzing Relationship between Body Function and Motions of Persons with Spinal Cord Injury○ 尾形邦裕（産総研）
中山剛（国リハ）長谷川伸悟（芝浦工大）
松日楽信人（芝浦工大）
小野栄一（国リハ）
Kunihiro OGATA (AIST)

Tsuyoshi NAKAYAMA (NRCD) Shingo HASEGAWA (Shibaura Institute ofTechnology)
Nobuto MATSUHIRA (Shibaura Institute of Technology) Eiichi ONO (NRCD)

Abstract: Spinal cord damage impairs mobility and other body functions, some persons with spinal cord injury are
restricted in their activities of daily living. The purpose of this study was to quantify and analyze the relationship theresidual function and the movements. The motion of propelling a wheelchair of persons with spinal cord injury wasmeasured using by the inertia motion capture system, and each joint angle was calculated. The body function, suchas range of motion (ROM) and manual muscle test (MMT) was measured by occupational therapists. The 13 persons
with spinal cord injury were clustered based on the body function, therefore the characteristic patterns were found.
Key Words: motion of propelling a wheelchair, inertia motion capture, ROM, MMT

1.

序論

事故や病気が原因で脊髄を損傷することで，四肢に麻痺を生じ，筋力及び運動機能が低下する．そのため，脊髄損傷者は自立した日常生活に困難を持つ．脊髄損傷者は移動のために電動車いすあるいは手漕ぎ車いすを用いることがある．脊髄損傷者の自立した生活を支援することで，彼らの社会参画を促進することができる．脊髄損傷者において，食事や移動における自立度は高いが，排泄や更衣の自立度が低いことが知られている (1) ．また，残存機能が低いと排泄や更衣にかかる時間は長引くことが知られている (2) ．脊髄損傷者の残存機能と表出される動作の関係性については十分に吟味されていない．本研究では，脊髄損傷者の残存機能と身体運動の関係を定量的に評価することで，その関係性を明らかにすることを目指す．残存機能として関節可動域（Rangeof Motion: ROM) 及び徒手筋力テスト (Manual Muscle Test:
MMT)，身体運動として車いすを漕ぐ動作に着目し，これらを計
測及び解析を行った．

2.

車いす漕ぎ動作の計測

車いす漕ぎ動作のストロークパターンを解析し，関節運動や加速度との関係性 (3) やストロークパターンの分類に関する研究が行われてきた (4) ．これらの研究では，腕の動きを中心に計測及び解析を行ってきているが，車いす漕ぎ動作においては上肢帯の動きも重要である．本研究チームでは，慣性式モーションキャプ
チャを用いることで，上肢帯機構を含めた車いす漕ぎ動作の計測手法を開発した (5) ．
13 人の脊髄損傷者から協力を得た．各実験協力者において車いすを漕ぐ動作，ROM，MMT 及び身体寸法の計測及び車いすの各部位の計測を行った．ROM 及び MMT の計測には作業療法士からの協力を得た．なお，本実験は国立障害者リハビリテー
ションセンター倫理審査委員会の許可を得た．実験協力者は普段使用している車いすを使用してもらい，3 回動作計測を行った．計測した部屋の床はナイロン 100% のカーペットが敷かれている．
車いす漕ぎ動作の計測には慣性方式のモーションキャプチャシ
ステム (YEI 3Space sensor と Mocap Studio, Yost Labs Inc.)を用いた．慣性方式モーションキャプチャは加速度センサ，角速度センサ，地磁気センサに基づいて姿勢を推定することが可能となる．人の全身運動を計測するには，身体のリンクモデルが必要となる．Fig 1 にセンサの外観，センサの取り付け位置，リンク
モデルを示す．センサは体幹，右肩，右上腕，右前腕，右手に取り付けた．Fig 1-(c) のように，体幹部に 1 自由度，上肢帯から手首までを 9 自由度とした．文献 (5) に基づいて姿勢センサのセンサ情報をもとに関節角度を算出した．

3.

計測データの解析と考察

ROM，MMT，身体や車いすの寸法などのデータを個人特徴
データと呼ぶこととする．この個人特徴データと運動データの関係性について検討することを目指す．本稿では簡単のために，各個人毎のデータの特徴を検討するのではなく，クラスタリングしたいくつかのグループについて解析を行うこととする．クラスタ
リングは個人特徴データをもとに行う．個人特徴データのデータ
次元 (D) は 219 次元と高次元である．そこで，主成分分析を用いて個人特徴データの次元圧縮を行う．但し，実験協力者は 13名であり，サンプル数 (N ) の方が圧倒的に小さい．データ次元
がサンプル数より多い条件で主成分分析を行うと，一部の固有値がゼロ化してしまう (6) ．そこで，データ行列 X(N × D) として，XT X に対して主成分分析を計算する (6) ．但し，ここで得られた主成分ベクトル vi は X の主成分ベクトルではないので，√
ui = 1/ N λi XT vi によって X の固有ベクトル ui を得る．ここで，λi は XT X の固有値とする．主成分分析の結果，第 1 主成分の寄与率が圧倒的に高く，第 2 主成分までで寄与率が 0.98 を超えている．第 1 及び第 2 主成分ベクトルによって各データを射影した結果を Fig. 2-(a) に示す．実験協力者 5(右下）のデータ
が他のデータと比べて大きく離れていることが分かる．そこで，
このデータは外れ値として除外することとした．除外した 12 個のデータについてクラスタリングを行った．クラスタリング手法― 397 ―(a) attitude sensor(b) attachment position of sensors(c) link modelFig.1 Attachment of inertia sensor, link model.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）違いから運動の変化が生じていることが分かった．今後は，他の日常生活動作に対しても拡張を行っていく．

Table 1 Clustering results

Cluster Number
1
2
3

Participant Number
4, 9, 11
1, 3, 6, 7, 13
2, 8, 10, 12

謝辞

として k-means 法 (Hartigan-Wong 法) を用い，クラスタ数は3 として計算した．計算結果を Fig. 2-(b) 及び Table 1 に示す．
なお，*は各クラスターの重心点である．
クラスター 1 の一部のデータはクラスター 3 と近付いているものの，各クラスターはそれぞれ分離できていることが分かる．各クラスター毎の特徴を検討するために，各クラスターから任意に選んだ 2 つのデータの矢状面における肩及び手先の軌道を Fig. 3に示す．また，各クラスターの関節角度軌道を Fig. 4 に示す．関節角度軌道は 1 周期分の時間で正規化した．
Fig. 3 より，クラスター 2 はいずれも直線的であるのに対して，クラスター 3 は滴状で広がりのある軌道であることが分かる．ここで，各実験協力者の個人特徴データを比較すると，肩の伸展と外旋の ROM，いくつかの指の ROM 及び全ての指のMMT に差が見られた．その結果，クラスター 2 の指の MMT
はクラスター 3 と比べて全体的に大きいことから，クラスター 2は上肢の残存機能が高いと言える．Fig. 4 から，クラスター 2 の実験協力者 6 は手首を活用していることが分かる．手指の機能が残っているために，手首を活用した結果手先軌道に違いが見られたと考えられる．

4.

結論

Second Principal Component
-5
5
0

0
-5
-10
-15

Second Principal Component

5

本研究では，脊髄損傷者の残存機能と運動の関係を解析することを目指した．個人特徴データと車いす漕ぎ動作の計測を行い，
個人特徴データに基づいてクラスタリングを行った所，クラス
ター内の車いす漕ぎ動作に類似のパターンが見られ，残存機能の

50

52

54
56
58
First Principal Component
(a)

60

50

51

52
53
54
First Principal Component(b)

55

本研究は JSPS 科研費 JP25282181, JP15H01765 の助成を受けた．個人特徴データの計測において木下氏，清野氏，世古氏からの協力を得た．実験協力者の募集に関して，国立障害者リハビ
リテーションセンター病院，自立支援局からの協力を得た．
参考文献(1) J. Jongjit, W. Sutharom, L. Komsopapong, N. Numpechitra and P. Songjakkaew, “Functional independence
and rehabilitation outcome in traumatic spinal cord
injury, ” The Southeast Asian Journal of Tropical
Medicine and Public Health, Vol. 35, No. 4, pp. 980985, 2004.
(2) S. P. Hetz, A. E. Latimer and K. A. Martin Ginis, “Activities of daily living performed by individuals with
SCI: Relationships with physical fitness and leisure timephysical activity, ” Spinal Cord, Vol. 47, No. 7, pp.550554, 2009.
(3) H. W. Wu, L. J. Berglund, F. C. Su, B. Yu, A. Westreich, K. J. Kim, and K. N. An, “An Instrumented
Wheel for Kinetic Analysis of Wheelchair Propulsion,”
J. Biomech Eng 120(4), pp. 533-535, 1998.
(4) Michael L. Boninger, Aaron L. Souza, Rory A.
Cooper, Shirley G. Fitzgerald, Alicia M. Koontz,
ATP, and Brian T. Fay, “Propulsion Patterns andPushrim Biomechanics in Manual Wheelchair Propulsion,” Archives of Physical Medicine and Rehabilitation
Vol. 83, Issue 5, pp. 718-723, 2002.
(5) S. Hasegawa, N. Matsuhira, K. Ogata, E. Ono and
T. Nakayama, “Motion analysis of wheelchair considering the pectoral girdle mechanism,” 2016 IEEE/SICE
International Symposium on System Integration (SII),
Sapporo, 2016, pp. 120-125.
(6) C.M. ビショップ, “パターン認識と機械学習 下,” 丸善出版, 2012.

cluster 2

Fig.2 The data projected on first and second principal
components, and the calculated results using k-meansclustering method.

Fig.3 The trajectories of hand (blue) and shoulder (red)positions on x-z plane calculated by forward kinematics.

Fig.4 Calculation results of each joint angle.

― 398 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

下肢装具の足底部の違いによる歩行状態の分析
Analysis of gait status due to differences in the sole of the leg orthosis○ 林敏熙（東京電機大）  花崎泉（東京電機大）  井上淳（東京電機大）Toshihiro HAYASHI, Tokyo Denki University
Izumi HANAZAKI, Tokyo Denki University
Jun INOUE, Tokyo Denki University
概要: 下肢装具は，身体麻痺により歩行が困難になった人に対して医師や理学療法士が処方している．この処方は経験則のため，明確な処方基準がない．近年の研究では着地時に足首への負担を軽減するバネやダンパ等の開発が盛んに行なわれている．足首への補助を行なうことでリハビリ効果は薄れてしまうことを考え，足底部に着目した．足底部が曲がることでより自然な歩行になりリハビリへ効果があるのではないかと考えた．よって，新規に 2 種類の足底部を用意し，下腿部の筋活
動量と足圧重心から歩行の違いを検証した．結果として，足底部，足関節可動域の違いによって筋活動量が異なることがわ
かった．また重心軌跡の違いは足首固定時に違いが現れた．また，各筋肉へのリハビリに適した条件の提示を行なった．

キーワード: 下肢装具，筋活動量，足底部，重心軌跡
1. 研究背景
厚生労働省発表の患者調査の概況より，平成 27 年度の脳血管疾患による死亡者数は約 12 万人，全体の 8.7%を占め
死亡原因の 4 位である (1)．脳血管疾患になると身体に麻痺が残ることがある．下肢装具は，身体麻痺により歩行が困難になった人の為の補助装具であり，患者に対して医師や理学療法士が処方している．しかし，現状では定量的な処方基準が無く，下腿の筋活動に依拠した処方がされていな
い．近年の研究では着地時に足首への負担を軽減するバネやダンパ等を用いた装具の開発が盛んに行なわれている．
谷田らは MR 流体ブレーキを用いた足関節のトルクを制御できるアクチュエータを開発している．また歩行状態を立
脚前期，立脚後期，遊脚期の 3 種類に分け，それぞれの状態の分析を行なった (2)．また山本らは，下肢装具装着時の足関節トルクを計測し，歩行の補助のために油圧を利用し足関節を制御するゲイトソリューションの開発をしている(3)．
  このように，歩行状態を分け，足関節の制御を行なう装具を開発し分析を行なう研究は行なわれているが，足底部のアーチがしなるように動く一般的な人間の歩行を補助するような装具はなく，下肢麻痺患者の歩行を自然な歩行に近づけるには困難を伴う．
 そのため，本研究では 2 種類の曲がる加工がなされた足底部と曲がらない足底部の計 3 種類の足底部を用意する．
健常者の右足に 3 つの条件の下肢装具を取り付け，歩行計測を行なうことで，足底部を変化させた際の歩行が自然な歩行に近づくか検証を行なう．また，それぞれの場合において足首可動域を前後 15 度とした場合においても検証を行なう．これらの検証では下腿部の筋活動量及び，足圧計
で歩行の動きを確認する．
 各条件での計測結果から，より自然な歩行をサポートできる形状、また、リハビリの際，筋活動が発揮されやすい形状を検討する．

節の部分で分離できるようになっており、ダブルクレンザ
ック継手を用いて足関節の可動粋を変更できるようになっている、Fig.2 に示すような、平面型，A 型，B 型の 3 種類の足底部を製作した．一般的な装具の足底部の形状は平面型で，足裏のどの関節も曲がらないように設計されているものである．本実験では、A 型，B 型の 2 種類の足底部の曲がるものを製作した．A 型は，MP 関節が曲がるように設計されている．B 型は，A から 3cm 後ろ部分が曲がるよ
うに設計されている．本研究では平面型と異なる 2 種類の足底部を取り付け、歩行状態の分析を行なう．

2. 研究手法
本研究では足底圧や筋活動の計測が必要なことから、一般的な靴型の装具を利用することはできないため、Fig.1 に示す実験用の下肢装具を製作した．実験用下肢装具は足関― 399 ―

fig. 1

下肢装具

平面型    A 型    B 型
fig. 2 使用する足底部

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.実験
3.1 実験内容
健常者 1 名に対し，右脚に下肢装具，右脚筋肉に無線筋
電位計，両足に足圧計を取り付けた．また 3 種類の足底部それぞれ付け替え，足首を固定，前後可動域 15 度域 15 度ずつの計 6 条件で 10 歩歩行した．下肢装具が足に与える物
理的影響は健常者と患者で変わらないため、今回は健常者で実験を行なった．実験条件を Table1 に示す．また足圧計
は fig.3 の位置で足圧を測定した．なお本実験は，東京電機
大学ヒト生命倫理審査委員会において審査を受け承認された．（課題番号 29-98）

Table3 足首前後可動域 15 度時の筋活動量の平均値
前後可動域 15 度
平面型
A型
B型

大腿直筋

内側広筋

前脛骨筋

腓腹筋

0.03840.03470.03090.01790.05470.156

0.04230.0436
0.07330.136
0.04470.080

Table1 実験条件
20 代男性 1 名
大腿直筋
内側広筋
前脛骨筋
腓腹筋
無線筋電位計，足圧計

被験者
測定対象

計測機器

平面型    A 型    B 型
fig.4 大腿直筋の積分値と標準誤差20 [s]-15°～15°1000[Hz](筋電位)100[Hz](足圧計)

計測時間
足首可動範囲(垂直 0°)
サンプリング周波数

平面型    A 型    B 型
fig.5 内側広筋の積分値と標準誤差

fig.3 足圧の測定部位
3.2 実験結果
 10 歩歩行を行い，一歩ごとの筋活動量を求めるために，筋電位に対し RMS 処理と積分処理を行った．各条件での 1
歩ごとの積分筋活動量を Table2,3 に示す．また，そのグラ
フを fig.4-7 に示す．

平面型    A 型    B 型
fig.6 前脛骨筋の積分値と標準誤差

Table2 足首固定時の筋活動量の平均値
足首固定 大腿直筋 内側広筋 前脛骨筋
腓腹筋
平面型
A型
B型

0.01790.04300.03390.02590.02500.08200.05050.05220.07170.127
0.03770.0351平面型    A 型    B 型― 400 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）fig.7 腓腹筋の積分値と標準誤差

前後可動域 15 度では，踵から拇指へ弧を描くように重心がfig.8 平面型での足首固定時の重心軌跡

fig.11 平面型での足首前後可動域 15 度時の重心軌跡

fig.9 A 型での足首固定時の重心軌跡

fig.12 A 型での足首前後可動域 15 度時の重心軌跡

fig.10 B 型での足首固定時の重心軌跡

fig.13 B 型での足首前後可動域 15 度時の重心軌跡

・大腿直筋
 fig.4 より，平面型の足首固定より A 型の足首固定の筋活
動量は大きく， A 型は B 型より大きかった．前後可動域
15 度では，平面型より A 型の筋活動量が小さく，A 型より
B 型の筋活動量が小さかった．

移動した．
B 型での足首固定時の重心軌跡は，踵から前方に動いたが中央付近で軌跡が止まった．の前後可動域 15 度では，踵
から拇指へ直線的に移動した．
また，fig.3 の位置の圧力を測定した結果，足底部による変化はなかったが，足首の可動によって結果が異なった．足首を固定させたときでは常に踵に圧力がかかり，つま先には圧力がかからなかった．前後可動域 15 度では，踵から中足部，つま先手前へ圧力が移動し，つま先の圧力のピーク
時には踵に圧力はなかった．

・内側広筋
 fig.5 より，足首固定では，平面型と A 型の筋活動量は同等で，B 型が大きかった．前後可動域 15 度は，平面型より
A 型の筋活動量は大きく，A 型より B 型の筋活動量が大き
かった．
・前脛骨筋
 fig.6 より，足首固定，前後可動域 15 度全てにおいて，
平面型と A 型の筋活動量は同等で，B 型が大きかった．

4.考察 Table4 に各筋肉の役割を示す．
Table 4 各筋肉の役割
筋肉の役割
大腿直筋
膝関節の伸展，股間節の屈曲
内側広筋
膝関節の伸展前脛骨筋
足関節の背屈腓腹筋
足関節の底屈，膝関節の屈曲・腓腹筋 fig.7 より足首固定では，平面型の筋活動量が最も大きく
A 型と B 型同等だった．前後可動域 15 度は，平面型より A
型の筋活動量が小さく，B 型が A 型より大きく，平面型より小さかった．
 また，各足底部での足首固定時の重心軌跡を fig.8-10，足
首前後可動域 15 度時の重心軌跡を fig.11-13 に示す．
 平面型での足首固定時の重心軌跡は，踵から前方に進んだ後，踵に戻る動きを示した．前後可動域 15 度では，踵から前方へ直線的な軌跡を描いた．
A 型での足首固定時の重心軌跡は常に踵に重心が残った．

平面型は fig.5 より，内側広筋の活動量が小さい．これは，足裏が曲がらず満足に膝関節を屈曲できないため，他の筋肉に負荷がかかっていると考える．また，平面型では足首の固定，可動に関わらず筋活動量は小さいため，足裏の曲がりが内側広筋に影響を与えると考える．また平面型はfig.7 より腓腹筋の活動量が大きい．これは，内側広筋の負荷が腓腹筋に移っていることと，足裏が曲がらないため，― 401 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京（お茶の水女子大学）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）踏ん張ろうとする力が強くなり活動量が大きくなったと考える． また，足首の固定，可動に関わらず筋活動量は大き
いため，足裏の曲がりが腓腹筋に影響を与えると考えられる．
A 型は内側広筋の活動量が小さい．これは，足裏が曲がるようになったことで，負荷が分散されたと考えられる．
また前後可動域 15 度では A 型が平面型と比べ活動量は大きいため，A 型は内側広筋に影響を与えることがわかる．
また fig.7 より腓腹筋の活動量が平面型より小さい．これは，足裏が MP 関節位置で曲がることによる影響であると考えられる．
B 型は内側広筋の活動量が大きい．これは，足裏が曲がるようになったことが理由だと考えられる．A 型と B 型で曲がる位置が異なるため，曲がり位置の違いが筋活動量に影響を与えると考える．また腓腹筋の活動量が小さい．これは足裏が曲がることで力が分散されたためであると考える．重心軌跡は，fig.8-10 より固定時では足底部による違いが顕著に現れているが，前後可動域 15 度では違いは無かった．一般的な歩行は，踵から中足部，つま先へと重心移動を行なう．この歩行に近い移動を行なっているのは A 型使用時の前後歩行であった．
以上のことから各筋肉への重点的なリハビリには以下の表に示す条件の装具を用いると効果的であると考えられる．

vol48 No1 2010
 (3) 山本澄子“油圧を利用した短下肢装具の開発”，リハビリテーション医学 vol.39 no.11 2002

Table5 筋肉に与える影響
平面型固定
A 型固定
B 型固定

大腿直筋
×
○
○

内側広筋
×
×
○

前脛骨筋
○
○
○

腓腹筋
○
×
×

平面型可動
A 型可動
B 型可動

○
○
○

×
×
○

○
○
○

○
×
×

 また，大腿直筋，前脛骨筋へのリハビリは，A 型可動を使用することで健常者の歩行を行なえるためより効果が期待できると考える．
5.結論
 本研究では，下肢装具の既存の平面型と，新規に A 型，
B 型の 2 種類の足底部を用意し歩行状態の分析を行なった．
結果として，足底部，足関節可動域の違いによって筋活動量が異なることがわかった．また重心軌跡の違いは足首固
定時に違いが現れ，その他の足関節の条件ごとでは同一の結果が現れることがわかった．最後に，各筋肉へのリハビ
リに適した条件の提示をおこなった．今後の展望として，被験者を変え実験を行ない，筋活動量及び重心軌跡に個人差が現れるか検証を行なう．また，実際に障碍者に対して同様の実験を行ない，健常者との違いが現れるか検証を行
なう．
参考文献(1) 厚生労働省“平成 27 年 人口動態統計（確定数）の概況”(2) 谷田惣亮，菊池武士，大月喜久子，安田孝志，古荘純次，小澤拓也，藤川孝満，森本正治“コンパクト MR 流体ブレーキを用いたインテリジェント短下肢装具 3 次試作機の開発と足関節弛緩性麻痺患者への適用”，生体医工学，― 402 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表面筋電位を用いた繰り返し動作に起因する腰部負担の定量的評価○廣嶋孝行（北見工大院）鈴木聡一郎（北見工大）曹贏（北見工大）
1．緒

星野洋平（北見工大）楊亮亮（北見工大）

言

超高齢社会を迎えた近年の日本の介護現場では，要介護

(a)

(b)

者数の増加に伴う介護士の身体的負担の増加が大きな問題となっている．特に移乗動作が原因とされる介護士の腰痛発生が問題となっており，腰痛を防ぐために腰部負担の軽減が求められることから，腰部負担の定量化が重要となる．
腰部負担の定量化手法として，これまでに腰部モーメン
トや椎間板圧縮力から評価する手法[1]が提案されているが，動的な評価に対応していないことや介護現場での計測が困難であることなどの理由から，実用的な評価手法として確立されていないのが現状である．そこで本研究では，被験図 2 座り直し動作時の表面筋電位

者から直接計測可能であり，介護現場で動的な評価が可能である，表面筋電計を用いた腰部負担の定量的な評価手法について検討を行ってきた．これまでに移乗動作を持ち上験者 A)がこの座り直し動作を行った時の脊柱起立筋の表面げ動作・回旋動作・降ろし動作の 3 つの基本的な動作に分筋電位を計測した結果を図 2 に示す．図 2 中の 1.5 秒付近

割し，それぞれの動作において表面筋電位による腰部負担の縦線(a)が図 1(a)に示す被介護者を引き上げるタイミングの定量的な評価手法について検討を行った．その結果，脊であり，2.7 秒付近の縦線(b)が図 1(b)に示す引き上げ終了

柱起立筋の表面筋電位から腰部負担の定量的な評価ができ，のタイミングを表している．図 2 から，被介護者を持ち上さらに動的な評価も可能であることを示した[2]．

げたタイミングで表面筋電位が増加していることがわかる．

本報では，提案する脊柱起立筋の表面筋電位による腰部

また，
図 2 中の 0.2 mV 付近の破線が腰痛発生の危険性を示

負担の評価手法を用いて筋疲労の定量化を行い，動作の繰す指標である椎間板圧縮力 3400 N に相当する表面筋電位

り返しによる筋疲労が腰部負担に与える影響について検討の値である．これより，今回計測した座り直し動作時の表する．

面筋電位は，腰痛の危険性を示す指標に達していないことから，1 回の座り直し動作では，腰痛を発生するほどの大きな負担が加わっていないといえる．

2．筋疲労評価の重要性
先行研究では移乗動作の一例として，座り直し動作に着しかし，実際の介護現場では，移乗動作を 1 日に複数回目し，本研究で提案する脊柱起立筋の表面筋電位による評行う必要があり，さらに食事時など短時間に集中して移乗価手法を用いて腰部負担の評価を行った[3]．座り直し動作動作を行う時間帯がある．この動作の繰り返しにより疲労とは，車椅子への移乗後に必要な動作であり，図 1 に示すが蓄積することで腰部負担が増加し，腰痛の原因となってように車椅子に浅く座った姿勢の被介護者を深く座った姿いる可能性が考えられるため，
筋疲労の評価は重要である．

勢に座り直しさせる動作のことである．介護経験者 1 名(被そこで，脊柱起立筋の表面筋電位による腰部負担の評価
手法を用いて，筋疲労状態に達した際の表面筋電位から筋疲労の定量化を試み，動作の繰り返しによる筋疲労が腰部負担に与える影響について評価する．
3．筋疲労評価実験
本報では，積極的に脊柱起立筋の張力を発揮する運動を実験動作にすることで筋疲労の観測を容易にし，かつ被験者の怪我を避けるため，背筋動作を実験動作に設定する．
この背筋動作を繰り返し行い脊柱起立筋を疲労させ，脊柱(a) 引き上げ開始姿勢(b) 引き上げ終了姿勢

起立筋の表面筋電位から筋疲労の定量化を試みる．
そして，

図 1 座り直し動作

繰り返しによる筋疲労が腰部負担に与える影響を検討する．

1― 403 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）持状態 2 秒間の肩甲骨上角部の赤外線反射マーカー位置の平均値を算出し，水平位保持高さの影響を考慮して動作の水平位目標バー

繰り返しによる筋疲労が腰部負担に与える影響を評価する．
3.3 背筋動作時の負荷設定
本実験では，筋疲労に伴う腰部負担評価の一例として，
第 2 節で示した座り直し動作に着目し，座り直し動作と同等の負荷を背筋動作時に設定することで動作の繰り返しに(a) 初期姿勢よる筋疲労が腰部負担に与える影響について検討する．

(b) 水平位保持姿勢

図 5 は，第 2 節で座り直し動作を行った被験者 A と第 3節で背筋動作を行う被験者 B が異なる質量のおもりを保持

図 3 背筋動作

して持ち上げ動作を行った際の負荷と脊柱起立筋表面筋電位の関係をプロットしたものと，被験者 B が背筋動作時に3.1 実験方法
被験者は健康な男子学生 1 名(被験者 B)で，図 3(a)の初期異なる質量のおもりを保持した際の負荷と脊柱起立筋表面

姿勢から上体が水平になる高さ 90 cm に設置した水平位目

筋電位の関係を示している．これらの負荷と表面筋電位の標バーに肩が触れるまで上体を 1 秒で持ち上げ，図 3(b)に間には，それぞれ強い正の相関が確認されており，この関示す水平位で 2 秒静止し，1 秒で初期姿勢に戻るまでを 1

係を用いて被験者 Aが行った座り直し動作時の負荷を被験

回の背筋動作とする．この背筋動作を 10 回で 1 セット，合者 B が行う背筋動作時の負荷に換算する．図 2 の座り直し

計 10 セット行う．
セット間には 3 分のインターバルを設け動作時の脊柱起立筋の表面筋電位について，被介護者を引る．
各セット内 10 回の表面筋電位の変化を短サイクル疲労，き上げた区間に計測された表面筋電位の平均値の左右合計

セット間での表面筋電位の比較を長サイクル疲労と定義す

値を算出すると 0.317 mV となる．
この表面筋電位の値を図る．動作時の脊柱起立筋の表面筋電位からそれぞれの疲労5 に示す被験者 A の負荷と表面筋電位の関係に外挿すると，の定量化を行い，動作の繰り返しにより蓄積する筋疲労が26.6 kg のおもりの質量に相当する．一方，被験者 B が 26.6

腰部負担に与える影響を評価する．

kg の負荷を保持した場合に計測される表面筋電位を被験者 B の負荷と表面筋電位の関係に外挿すると 0.557 mV に相当する．さらに，被験者 B の背筋動作時の負荷と表面筋

3.2 計測項目
表面筋電位は，ロジカルプロダクト社製の 3 極乾式ワイ

電位の関係から，0.557 mV に相当する背筋動作時の負荷は

ヤレス筋電センサで計測する．電極は，脊椎の L4-L5 付近

2.1 kg となる．以上をまとめると，被験者 A が行った座りの左右の脊柱起立筋に貼り付け，背筋動作時の表面筋電位

直し動作時の負荷は，被験者 B が 2.1 kg のおもりを保持しから 0.05 秒ごとの RMS 値を求め，各背筋動作 4 秒間の平て背筋動作を行った場合と同等であることを示している．

均値の左右合計値を算出する．また，表面筋電位は発揮筋

本実験では，動作の繰り返しにより被験者への負担が増加

力に比例するため，図 4 の水平位保持高さと脊柱起立筋表する可能性が考えられるため，安全を考慮しておもりを保面筋電位の関係に示すように，上体を水平位まで持ち上げ持せずに背筋動作を行うこととし，動作の繰り返しによるて保持する水平位保持高さの影響を強く受けることになる．

筋疲労が腰部負担に与える影響を評価する．

本実験では，水平位を保持する目標としてバーを設置した
1.0

が，実験の進行に伴い水平位保持高さが低下することが予
表面筋電位RMS値 [mV]

想される．そこで， 3 次元動作解析装置を用いて水平位保表面筋電位RMS値 [mV]0.8
r = 0.922

0.6
0.4
0.2
0.0

r = 0.998

0.8
0.6

r = 0.994

0.4
0.2
0.0

r = 0.983
0

5

10

15

20

負荷 [kg]
600

850

1100

持ち上げ動作(被験者B)

水平位保持高さ [mm]

背筋動作(被験者B)

持ち上げ動作(被験者A)
図 5 負荷と表面筋電位の関係

図 4 水平位保持高さと表面筋電位の関係
2― 404 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.4 実験結果
3.4.1 短サイクル疲労の評価
はじめに，背筋動作 10 回で 1 セット，合計 10 セット行った背筋動作のうち，各セット内 10 回の背筋動作時の表面
筋電位の変化から，短サイクル疲労が脊柱起立筋表面筋電位に与える影響について検討する．実験結果のうち，第 3
セット目を例として，繰り返し回数と脊柱起立筋表面筋電位，および水平位保持高さとの関係を図 6 に示す．図 6 で示されるように，前半は繰り返し回数の増加に伴い表面筋電位が増加し，5 回目で筋電位が最大となるが，後半の 6
回目以降は減少傾向にあることが明らかとなった．ここで，表面筋電位が最大値を示すまでの区間を増加区間，最大値
図 8 長サイクル疲労による表面筋電位の変化から 10 回目までの区間を減少区間とする．この時，繰り返
し回数の増加に伴う水平位保持高さは，減少傾向にあるこは減少しているため，1 回目が横軸右側で 10 回目が横軸左とが示された．第 3.2 節で示したように水平位保持高さによって表面筋電位も変化することが明らかであり， 図 6側のプロットに対応している．増加区間では，水平位保持の表面筋電位の変化に影響している可能性がある．そこで高さと表面筋電位に負の相関を確認し，減少区間では正の横軸に水平位保持高さ，縦軸に表面筋電位をとり，増加区

相関を確認した．このことから，増加区間は疲労の影響で間と減少区間の表面筋電位の変化を比較したものを図 7 に表面筋電位が増加し，減少区間は水平位保持高さ低下の影示す．実際には繰り返し回数の増加に伴い水平位保持高さ

響で減少したと考えられる．以上の結果から，短サイクル
疲労は，表面筋電位の増加区間に着目して評価する．
3.4.2 長サイクル疲労の評価
次にセット間の背筋動作時の表面筋電位の比較から，長サイクル疲労が脊柱起立筋表面筋電位に与える影響について評価する．図 8 に各セット 1 回目の背筋動作時の表面筋電位を示す．この結果，セット数の増加に伴う表面筋電位の変化には傾向がみられなかった．また，各セットの表面
筋電位最大値についても，セット数の増加に伴う変化は確認されなかった．よって，長サイクル疲労に大きな変化がみられないことから，本実験で設定した 3 分のインターバルは，被験者にとって適切な休憩時間であり，短サイクル疲労で増加した表面筋電位は，休憩を取ることで疲労前の値まで減少することが明らかとなった．

図 6 短サイクル疲労による表面筋電位と水平位保持高さの関係

4．筋疲労の定量化
4.1 疲労による表面筋電位の増加量の推定

表面筋電位RMS値 [mV]1.0

本節では，疲労の影響による表面筋電位の増加量を推定
r = 0.8940.9する．図 6 に示す実験から計測された水平位保持高さを，

r = -0.913

図 4 の水平保持高さと表面筋電位の関係に内挿すると，計0.8測された高さに対応する表面筋電位を求めることができる．

0.7

この表面筋電位を高さ補正値とし，疲労の影響が含まれる

0.6

実験から計測された表面筋電位と高さ補正値の差が疲労による表面筋電位の増加量に相当するといえる．この方法で0.5求めた高さ補正値と第 3 セット目の表面筋電位の計測値を

0.4
0.3

EMG減少区間
910

合わせて図 9 に示す．この結果，すべての回数で計測値がEMG増加区間930
950
水平位保持高さ [mm]

高さ補正値より大きな値を示し，最大で約 67 %の増加が認970められた．このことから，動作の繰り返しによる疲労が筋活動に与える影響を定量化できたといえる．また，表面筋

図 7 水平位保持高さと表面筋電位の関係

電位は 5 回目を境に増加傾向が確認されないことから，表3― 405 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）し行った場合の表面筋電位は，推定値が示すように 1 回目と 10 回目を比較すると約 2 倍の差があり，筋活動が増加すると予想できる．
4.3 筋疲労による腰部負担の定量化
動作の繰り返しによる筋疲労が腰部負担に与える影響を定量化する．図 6 より，1 回目と最大値を示した 5 回目の表面筋電位の差は 0.301 mV，約 60 %増加している．この値を図 5 の被験者 B による持ち上げ動作の負荷と表面筋電位の関係から負荷に換算すると 7.8 kg に相当する．さらに
図 10 の結果から，正確な動作を 10 回繰り返すと 24.1 kgに相当する負担が増加するといえる．このことから，動作
図 9 表面筋電位の計測値と高さ補正値の比較の繰り返しによって腰部負担が増加する影響は大きいといえる．また，本実験条件での腰痛発生の危険性を示す指標

面筋電位の最大値以降では過度な疲労によって筋活動に動員である椎間板圧縮力 3400 N に相当する表面筋電位の値はされる筋線維数が減少している可能性があると予想される．

0.696 mV である．繰り返し回数の増加に伴い表面筋電位がこの危険値付近の値を示し，4 回目で危険値を上回る値が計測されている．また，10 セット中 9 セットで表面筋電位4.2 正確な動作の繰り返しによる疲労の推定
上記の結果から，減少区間では過度の疲労で目標の動作が繰り返し回数の増加に伴い腰痛発生の危険値を上回るこが行えなくなったため，表面筋電位は減少しているが，実とが確認され，それぞれのセットについて繰り返し回数

際の腰部負担は増加していると考えられる．移乗動作は，

4~6 回目で危険値を上回っていたことから，疲労の蓄積にベッドや車イスなどの高さが決められているため，疲労状

よって腰痛発生の可能性があり，連続した移乗動作には十態に達した場合でも正確な動作が求められる．そこで，水分に注意する必要があるといえる．また，セット間に充分

平位保持高さの低下の影響が小さい増加区間の結果から，な休憩を設けることで疲労は回復するため，介護動作時に正確な動作を繰り返し行った場合の疲労の影響を推定する．

腰痛発生の危険値付近の値を示した場合には，休憩を設ける

第 3.4.2 節の結果から，各セット 1 回目と最大値は，それぞことで腰部負担の増加を抑えることができると考えられる．

れセット数の増加に伴う変化が認められなかった．また，最大値を示す繰り返し回数は 5~7 回であり，増加区間の繰

5．結

言り返し回数と表面筋電位の近似直線の傾きも，セット間で本報では，動作の繰り返しによる筋疲労に着目し，脊柱大きな差が認められなかった．そのため，増加区間では，起立筋の表面筋電位による腰部負担の評価手法を用いて，十分な休憩を設けた場合，繰り返し回数の増加に伴う表面筋疲労の定量化を行い，筋疲労が腰部負担に与える影響に筋電位の増加量は一定だと考えることができる．そこで，1

ついて検討した．その結果，短サイクル疲労で表面筋電位

回目の表面筋電位を基準値とし，2 回目以降の表面筋電位が増加することを明らかにした．これにより，低負荷の動を増加区間の近似直線の勾配から推定する．この方法で求作においても疲労の蓄積で腰部負担は増加することから，めた表面筋電位の推定値を図 10 に示す．この結果，推定値

腰痛発生の危険性を上回る可能性があることを示した．まは，回数の増加に伴い増加し，正確な高さで動作を繰り返た，適切な休憩により腰痛発生の危険性を抑えることができると考えられる．
参考文献[1] 山崎信寿，山本真路，井上剛信，移乗介助動作の計
測と腰部負担の評価，SOBIM，第 16 巻 (2002) ，pp.195-205．
[2] 鈴木聡一郎，武藤敬大，星野洋平，移乗動作における腰部負担軽減のための表面筋電計を用いた動的評価法
に関する実験的検討，日本機械学会 2015 年度年次大会
講演論文集，No.J2410101，2015．
[3] 柳瀬和哉，鈴木聡一郎，星野洋平，武藤敬大，介護士の腰部負担軽減を目的とした移乗動作に関する実験的検討，日本機械学会北海道学生会第 45 回学生員卒業研図 10 表面筋電位推定値の変化

究発表講演会論文集，7P2-3，2016．
4― 406 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）靴型デバイスを用いた生活動作特性の研究(1)
住宅内での生活動作中の足裏圧力データ計測
A research of characterstic of life activities with shoe type device
The measure of plantar pressure of life activity in the house

王 美娜*，長澤 夏子**，太田 裕治***，安在 絵美****，
Meina WANG ，Natsuko NAGASAWA ，Yuji OHTA and Emi ANZAIIn this research, plantar pressure had been measured by shoe type device during people’s daily life in house.
The continuous walking data of healthy people and elderly people, measured by the same kind of device before our experiments, is different in CoP(Centerof Pressure) trajectory and pressure of heel and tiptoe.
However, there is hardly any same pattern between plantar pressure data that measured during people’s daily life in house and measured in laboratories.
These results suggest that a lot of falls which occurred to people in house were not only related to walking ability or acting ability of people but also related toliving environment and daily living activity.

Keywords :House, Falls, Daily living activity, Shoe type device, plantar pressure, CoP trajectory
住宅，転倒，日常生活行動，靴型デバイス，足裏圧力，CoP 軌跡，
1.

が制御用 PC に無線で通信し解析記録される。行動中の CoP (Center

はじめに
近年、高齢者の家庭内事故が増加している。これまで家庭の問題

of Pressure) 測のサンプリング周波数は 20Hz とする。圧力センサのとされていたが、高齢期の転倒は健康寿命に関わり、超高齢社会の大きさは 16×11×0.8［mm］である。７つのセンサの位置は拇指、拇

我が国では重要な課題である。特に、転倒事故は住宅や高齢者施設

指球、前足部中心、小指付け根、土踏まず（外）、土踏まず（内）おなど私的な生活空間で起こるため、原因や実態が把握しにくい。医よび踵である。通信は 2.45Hz の ZigBee 方式を使用した。PC 側では、療福祉分野とバイオメカニクス分野では、高齢者の歩行中の足裏の得られた出力値から圧力値に変換後、座標に当てはめて歩行中の圧力分布は運動機能の特徴を表しており、歩行中の指標を実験室でCoP 軌跡を算出する。履き心地が柔らかい靴のような感じであるた

計測し分析するなどして、転倒リスクを推定する研究が世界中で報め、室内で履いてもそれほど違和感はない。

告されている。
筆者らが開発した靴型デバイスを用いて、実験室以外でも同等の計測ができることから、これまで難しかった、実際の住空間での日
常生活動作中の足圧も計測できると考えた。そこで、まず自宅空間で健常若年者に、日常生活動作を、普段どおりに行ってもらい、その際の足裏圧の計測が可能かを確かめる。さらに、その日常生活動
作中の足裏圧のデータを、連続歩行中のデータと比較することで、転倒の危険箇所を知ることができるかを確かめることを目的とし、１歩１歩のデータを詳しく分析した。
Fig.1. . 靴型デバイスおよび計測システム.靴型デバイスと圧力センサー位置

図１に靴型デバイスと圧力センサー位置の写真を示す。靴型デバ

3.

研究方法

イスは、靴のインソール部分に片足７つの感圧導電ゴムを用いた圧

(1)

計測対象者

力センサを配置し、靴に装着された無線機により各センサの出力値

対象者は歩行機能に異常がない 20 代女性１名とした。

* お茶の水女子大学大学院 生活工学共同専攻・修士課程* Graduate Student, Cooperative Major in Human Centered Eng., Ochanomizu University** お茶の水女子大学 准教授・博士（工学）** Associate Professor, Ochanomizu University, Dr. Eng.

*** お茶の水女子大学 教授・博士（工学）*** Professor, Ochanomizu University, Dr. Eng.

****お茶の水女子大学 基幹研究院 研究員・博士（理学）*** Researcher, Ochanomizu University, Ph.D

― 407 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

(2)

5.

事前の歩行動作データの計測

事前に対象者には歩行機能の確認のため、靴型デバイスを装着した

分析結果

5.1 被験者の歩行能力

状態で屋内の平地で 10ｍの連続歩行を行ってもらった。同時に、Fig.6 に被験者の平地で連続歩行の一歩の足圧力値と CoP 軌跡を

対象者の歩行中の動作の様子を記録するため全身が映るようにビ示す。圧力値と COP 軌跡は健常高齢者と類似しており、歩行機能は

デオ撮影を行なった。

健常といえる。

(3)

実験場所

被験者本人の自宅を実験場所とし、普段どおりの動作をお聞きし、計測動作を設定した。
(4)

計測した動作

今回計測した動作は、・ベッドで起床後身体を起こし立ち上がり、・洗面所へ移動、トイレに座り立ち上がる。顔を洗う。
・その後、キッチンへ移動して配膳し（キッチンからお皿をダイニ
ングテーブルへ運ぶ）、Fig.

・ダイニングの椅子に座る。

健常者の一歩毎の７つセンサーの圧力値

・その後、立ち上がり、皿をキッチンへ下げる。

Fig.3

高齢者の一歩毎の７つセ ンサーの 圧力値

・次に、掃除機を手にとって掃除機をかける。
という一連の動作を行ってもらい、計測した。トイレ動作などは、
トイレの使用を模擬した動作（便器に腰掛けて立つなど）をお願いした。１回の計測は、約 10 分間程度であった。
(5)

計測

被験者に靴型デバイスを装着してもらい計測を行い、同時に実験補助者が、動作と身体周囲の住環境が映るようビデオ撮影をおこなった。データが計測できたところで終了した。
(6)

環境寸法の計測
要介護高齢者

計測した動作周囲の空間寸法を中心に、歩行できる家具と家具の間の通路幅、テーブルや椅子の高さなどの計測をおこなった。
4.

Fig.4

健常高齢者

健常高齢者（左）と要介護高齢者（右）の連続歩行中の COP 軌
跡

分析方法の検討（連続歩行中のデータとの比較）
生活中の動作の足圧の転倒危険性や特徴の評価に際し、データの蓄積がある連続歩行中のデータの、高齢者の特徴を参考にするため、ここで健常高齢者と虚弱高齢者の特徴をまとめる。
人間が立っているとき体の重心が両足の間にあり、歩くと体の重心はそれぞれの足に移し、足の踵から爪先に移る。安在 1)らにより、①歩行の踵接地時の CoP(Center of Pressure)の位置と圧力値，②中足部の CoP 軌跡のふらつき，③爪先離床時の位置と圧力値この三つの観点から転倒リスク指標を用いることで，定量的な指標を構築できる可能性を示唆した。
Fig.2 と Fig.3 は健常高齢者および高齢者の連続歩行中の１歩の片足にかかる圧力値７点の変化を示す文献）。左図より、健常高齢者でFig.5

は踵の接地、爪先の蹴り出しの値が大きい。一方、右図の要介護高

ビデオデータの動作と場所

齢者ではそれに比べて踵の接地、爪先の蹴り出しの値が小さい。これは筋力の低下などが原因とされる。
また、Fig.4 は健常高齢者と要介護高齢者の連続歩行中の１歩のCoP 軌跡である。要介護高齢者は健常高齢者に比べ，踵接地位置が中足部にあり，すり足傾向であること、また，つま先離床時の蹴り出し時の COP 位置も後方であり，十分な蹴り出しが得られない。
以上の傾向をふまえて、住宅内での計測データを考察する。
Fig.4 は,住まいでの計測データについて、タイムコードを元にビFig.6

デオデータの動作と場所を対応づけたものである。

― 408 ―

被験者の平地で連続歩行の一歩の足圧力値と CoP 軌跡

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）めて大きくなった。この COP 軌跡の傾向が見られる動作はほかに、

5. 生活動作中のデータ
次に、生活動作中の計測したで 165 歩のデータが得られた。この「障害物を跨ぐ時の後ろ足」と「角を曲がる時の内側の足」であった。

165 歩のデータを概観したところ、事前に行った平地での連続歩行のデータのパターンとは、明らかに異なっていた。被験者の平地の連続歩行データは、これまでに報告されていた実験室での歩行デー
タ（Fig.2 と Fig.4 の健常者高齢者）と類似し、踵の接地、爪先の蹴り出し時の圧力値が大きくなり、また COP 軌跡は踵から、爪先まで移動している。一方、実際の住まいでの生活動作計測データには、
このような理想的な形状を持つデータは、ほぼなかった。今回の被験者の自宅は一人暮らし向けの狭い集合住宅であり、もともとの住Fig.9「左足の前に障害物があり、右足を踏み出したときの左足」

環境の寸法が小さいことや、生活の物が多くあり、いわゆる“歩行”を行う空間がなかったことが考えられる。
そこで、165 歩から特徴的なデータを抽出し、ビデオ画像から動作と対応させた。その結果を Fig.7〜Fig.12に示す。この特徴的なデータの特徴を観察し、動作や環境との関連を考察する。
Fig.7 は、「体の向きを変える時の軸足」で、CoP 軌跡が短くなり、要介護高齢者の歩行 CoP 軌跡に類似している。また軸足の踵の圧力
Fig.10

最大値は両峰性を示し、持続時間も延長した。踵部で重心を支えバ「段差を跨ぐ(上る)時の前足」

ランスを取っていることが示唆される。

Fig.7

Fig.11「体の向きを変える時の軸足」「段差を跨ぐ(降りる)時の後ろ足」

また、カーペットなどに床材が変わる時には足圧が変わるか調べ
Fig.8 は「腰を曲げた時」で、CoP 軌跡をみると拇指球やつま先のたが、今回の調査では特徴的な差はみられなかった。

近くに集まった。このデータに類似した動作は、『ベッドから立ち上がる時』、「段差を跨ぎ降りる時の後ろ足」であった。拇指球やつま6.

考察

先の圧力値は両峰性を示し、持続時間も延長している。体を前傾さ

今回の被験者は若年健常者であり、計測した動作は、いずれも日せる動作が含まれており、全身のバランスをとるため、足の拇指球

常で頻繁に行う動作であり、バランスを維持している。しかしながやつま先部分で重心を支えバランスを取っていることが示唆される。

ら、CoP の軌跡をみると足裏の前方や後方などに集中たり、高齢者
独特のすり足歩きのデータにも似た動作がみられた。こういった動作について筋力が低下した場合には、容易に重心の逸脱して、転倒につながる可能性が考えられる。
また、足裏の前足部の一点など、局所にかかる圧力が大きくなる動作も多くあり、筋力低下などで、これに耐えきれず、バランスを維持することが難しくなることも予想される。

Fig.8「腰を曲げた時」

7.

Fig.9 は、「左足の前に障害物があり、右足を踏み出したときの左足」の CoP 軌跡で、踵に集まっている。圧力値も踵だけ極めて大きく、両峰性を示して持続時間も延長している。つまり踵に重心を残しながらバランスを取っていることが示唆される。
Fig.10 は「段差を跨ぐ (上る) 時の前足」で、CoP 軌跡に大きくふらつきが見られた。前足の踵の足圧も大きく両峰性を示している。
同様に、Fig.11 は「段差を跨ぐ (降りる) 時の後ろ足」で、CoP 軌跡に大きくふらつきが見られた。こちらは小指の付け根の圧力値が極まとめ
本実験は実際の住まいで生活動作の歩行計測を行って、165 歩のデータを得られた。被験者は若年者で平地での連続歩行中のデータから歩行能力は健常で、理想的なデータがえられていたが、今回の165 歩のデータには、平地における連続歩行中のデータに類似した、理想的なデータはほぼなかった。狭い住まいでは、“歩行”はなく、住まいでは重心の移動やバランスをとる動作が多くあることが示唆された。
また、連続歩行中のデータと異なる特徴的なデータには次のよう― 409 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）な物があった。
体の向きを変える時、軸とする後ろの足の CoP 軌跡が短くな

1った。
腰を曲げる時と、段差を降りる時の後ろ足では、足圧が拇指2

球やつま先部分に集まった。
「障害物がありよけながら右足を踏み出したときの左足」の3

CoP 軌跡は踵に集まっている。圧力値も踵だけ極めて大きく
持続時間も長い。障害物を避けて歩く時の後ろ足、角を曲る
時の内側の足の CoP もが短くなった。
「段差を跨ぐ (上る) 時の前足」で、CoP 軌跡に大きくふら4

つきが見られた。前足の踵の足圧が大きい。同様に、Fig.11
は「段差を跨ぐ (降りる) 時の後ろ足」は、同様に CoP 軌跡に大きくふらつきが見られた。こちらは小指の付け根の圧力値が極めて大きくなった。
本実験で、異なる床材に足圧と CoP 軌跡差があまり見えませ5ん。
足圧測定によって住まいのなかでの生活行動には、筋力低下した
場合に、転倒の危険性があるものも多くあった。高齢期の住まいとして、バリアフリーだけでなく、そういった動作が行われる箇所がわかれば、体を支えるしつらえがあり、そこへ意識が向くようにするなどの対策が考えられる。
今後、高齢者に対しての実際の住まいで同様の生活動作に関する計測を行うことが必要である。またここで、発見された不安定な動作のいくつかについて、実験室において空間再現するなど、環境条件を変えた実験を設定し（空間の寸法を変える、動作の補助を付けるなど）、被験者に同じ目的の動作を行ってもらいデータの計測を行い検証することが必要と考えられる。
参考文献
1) 中嶋香奈子，岩上優美，今泉一哉，齋藤倫子，太田裕治，井野秀，伊福部達，山下和彦. (n.d.). 高齢者転倒予防のための靴型
重心動揺計の開発と転倒リスク指標の構築, 3–4.
2) 池田 誠,中村 健一. (1997). 不整床面歩行における床反力の分析. 昭 医 会 誌, 57(5), 440–449.
3) 内藤 裕太郎 ，木村 美子，橋元 隆，森 政男 ，竹本 良美.
(2014). インソール式足圧力モニター装置を用いた歩行の定量的評
価 － 慢性期脳卒中片麻痺患者に対する臨床応用 －. J UOEH（産業医科大学雑誌）, 36(1), 41–48.
4)

Toe-clearance, R., & Falls, S. (2009). 地域高齢者の障害物を跨ぐ際における 足尖 ・ 障害物間距離と転倒経験の有無と 主観的つまずき易さの関係について, 703–707.
5)

米川賢治, 米澤拓郎, 由良淳一, 中澤仁, 高汐一紀, & 徳田英

幸. (2009). Fash : 圧力センサを用いた歩行時の疲労検知. 全国大会講演論文集 / 情報処理学会 [編], 71(3), 301–302.

― 410 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）走行シミュレーションによる受動走行ロボットの安定化条件の検討
Examination of stabilization condition of a Passive Runner by running simulation
学 ○松本 健吾（北見工大）正正曹 赢（北見工大）

鈴木 聡一郎（北見工大）正星野 洋平（北見工大）楊 亮亮（北見工大）

Kengo MATSUMOTO, Graduate school of Engineering Kitami Institute of Technology
Soichiro SUZUKI, Kitami Institute of Technology
Yohei HOSHINO, Kitami Institute of Technology
Ying CAO，Kitami Institute of Technology
Liang-Liang YANG， Kitami Institute of Technology
Keywords: Rimless Wheel, Passive Runner, Passive Walker
1. 緒

論

これまでにヒューマノイドロボットの環境適応性の向上のため，
受動歩行の研究が盛んに行われている．本研究では，これまでに3 次元 2 足受動歩行機において，前額面内の立脚切り替え周期と矢状面内の遊脚の周期を一致させる安定化手法の有効性を明らかにしてきた(1)．しかし，ヒューマノイドロボットや福祉機器等に応用することを想定すると，安定化がより困難であると予想され
る 3 次元受動走行に関する検討も必要である．
そこで本報では，既報(1)の安定化制御手法が受動走行においても有効であるかを検討するため，受動歩行の原理の理解に有用とされているリムレスホイール(2)，(3)を基礎としてパッシブランナーの基本設計を行う．
2. 走行の条件
走行とは両脚の二重支持期が存在せず，脚が完全に地面から離れた状態が存在する移動であり，パッシブランナーを設計する際の前提条件となる．安定な連続走行という観点から，脚部の離地から接地までの 1 歩の運動に着目し，設計要件を導出する．そのために 3 次元走行運動を前額面内ならびに矢状面内の独立した運動を考える．ここで前額面内の回転は微小であるとし，運動中の各軸まわりの慣性モーメントは一定であると仮定する．
2.1 回転運動の方程式
図 1 は，静止したリムレスホイールが前額面となる XZ 平面対して θ 傾いたときの接地した脚と次に接地する脚の簡易モデルを表しており，接地した脚と地面との接触点に X 軸，Y 軸および Z 軸
方向にそれぞれ Fx，Fy，Fz という力が作用している．点 G は重心を表す．この時，Z 軸は鉛直方向を示し，Y 軸の正方向を進行方向とする．スポークの本数は N 本とする．このモデルで連続的な走行運動を可能とするために必要な条件は，一歩の走行の間に，前額面内の回転では重心を中心に 2θ だけ回転し，矢状面内では重．
Spoke
Axle
G
Z

心を中心に股関節角度 δ だけ時計周りに回転すればよいことになる．
図 2(a)で示す前額面の運動に着目すると，Y 軸と平行な重心を通る軸の慣性モーメントを I1，角速度を ω1，角速度が零から ω1 になるまでの床面との接触時間を t とし，その後脚が地面から離れてパッシブランナーが空中を運動する離地時間をTとすると式(1)が成り立つ．
I 11  F z r cos(   )  F x r sin(    )t

ここで，脚部が地面から離れている離地時間 T の間に時計回りに
2θ だけ回転すればよいため，ω1 は
1 

Y

(2)

(3)

Vz  gT Vzであり，運動量と力積の関係から(4)mV z  F z tである．したがって離地時間 T は
T 

(5)

2 Fz tmgと表すことができる．式(1)，(2)，(5)式をまとめると
I1 

rF z t 2 F z cos(   )  F x sin(    )
mg 

(6)

となる．次に図 2(b)で示す矢状面内の回転運動では，重心まわりの慣性モーメントを I2，角速度を ω2 とすると式(7)が成り立つ．
(7)

I 2  2  ( F z  cos  cos   Fy  sin  )t

ここで，離地時間 T の間に重心を中心に時計周りに δ だけ回転すればよいので，ω2 は
ω2

a
Fz

Fy

2
T

と表される．パッシブランナーの質量を m，重力加速度を g とすると，初速度 Vz で空中に飛び上がり，離地時間 T の間に放物線を描いて速度(-Vz)で次の脚が地面と接地するため

δ
Fz

(1)

ω1

ℓsinφ

Fzcosθ

δ

ℓ

r

θ

ε

θ

θ

φ

Fy
Fx
(a) Frontal plane(b) Sagittal plane
Fig. 2 Initial condition of movement

Fx
X
Fig. 1 Simplified model of Rimless Wheel― 411 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

Table 3 Reaction force and Posture(8)Tと表すことができる．式(5)，(7)，(8)式をまとめると
I2 

2Fz  t 2 ( Fz  cos  cos   Fy  sin  )

(9)

mg

となる．さらにリムレスホイールの運動にヨーイングが発生すると進行方向から曲がって走行してしまい，連続的な走行が困難になるため，以下のモーメントのつり合い条件を満たす必要がある．
F x  cos  cos   F y

Fx [N]Fy [N]Fz [N]

θ [deg]φ [deg]

1step

18.9

15.0

125

9.25

81.8

2step

20.1

35.6

115

6.93

83.3

3step

29.9

15.3

113

6.69

80.5

4step

18.6

22.4

68.3

7.54

69.9

(10)

a
2

0.12
0.1

Fy  Fx2 cos  cos a(11)

この式(11)の条件を式(9)に代入すると
I2 

2F z  t (aF z  cos   cos   2F x  sin   cos   cos  )
amg
2

(12)

Height of COG [m]式(10)から，以下のように，Fy は Fx で表すことができる．

となり，式(12)がヨーイングを抑制する条件を含んだ I2 の式とな
る．

(13)
(14)
(15)

となる．ただし Z 軸方向の運動は上昇し，再び落下する運動であるため，Lz に関してのみ上昇し速度が零となった地点までの距離
とする．

5
0.04

走行シミュレーションの条件を表 2 に示す．シミュレーション

8m [kg]
1.04

a [m]
0.12

ℓ [m]

I1 [kg  m2]

I2 [kg  m2]

0.15

-3

1.33×10-3

1.21×10

4
3

0.02

2
1
0

200

400

600

Table 2 Initial condition of numerical simulation
θ [deg]t [s]Fx [N]Fy [N]Fz [N]

8.50

0.01

37.0

22.0

15.0

800

1000

0

Fig. 3 Results of passive running
ではエネルギー投入が無いため，連続走行を行うため床反発係数
を 1，摩擦係数を無限大として解析を行った．解析の結果， 4 歩までの走行に成功した．図 3(b)は走行時の重心の高さと矢状面内の角速度を示す．この結果，脚が切り替わる度に徐々に鉛直方向の並進運動が減少し，角速度が上昇していることが分かる．つまり鉛直方向の並進運動エネルギーが矢状面内の回転運動エネルギ
ーに変換されていると予測される．表 3 に着地の瞬間の 1 歩毎の脚が受ける床反力とリムレスホイールの姿勢を示す．床反力と姿
勢は 4 歩目に大きく変化し，それ以降の走行は行えなかった．
6. 結

4. シミュレーション

N

6

0.06

number

3. パッシブランナーの設計2 章で導出した条件に基づき，高い成功率で安定した連続走行が可能なリムレスホイールを設計する．設計を行う際には使用する材料も考慮し，慣性モーメントや質量の調整を行う．
表 1 に決定したリムレスホイールの基本設計のパラメータを示す．慣性モーメントの調整のため，スポークの先を重くする必要がある．そのため，軸はプラスチック系材料(比重 1.0 g/cm3)，ス
ポークは中空で厚さ 2 mm のアルミ系材料 (比重 2.7 g/cm3)を想定して軽量化を図り，スポーク端部に鉄系材料 (比重 7.9 g/cm3)の重りを取り付け，地面と接地する部分は床面との衝突を考慮しゴム系材料と想定した．

8
7

0

2.2 並進運動の運動方程式
X 軸，Y 軸，Z 軸方向の重心の移動距離をそれぞれ，Lx，Ly，
Lz とするとTable 1 Parameters of the rimless wheel

9Angular velocity insagittal plane

0.08

-0.02

Fx tTLx VxT , mV x  Fx t mFy tT
Ly 
VyT , mVy  Fy t m2
1  4 F tTT  1 T   gT 2    Vz    g  
Lz   z

8 m
2
2
2

 
  

10

Height of COG

Angular velocity in sagittal plane [Rad/s]

2 

論

リムレスホイールの運動を前額面，
矢状面の 2 つの平面に分け，簡略化したリムレスホイールの設計条件を導いた．導出した方程式を用いて設計を行い，数値シミュレーションにより，受動走行の運動を解析することができた．しかしシミュレーション結果から安定した受動走行とは言えない，設計の検討を進め，安定な連続走行を目指す．

参考文献(1) 鈴木聡一郎，蜂谷正泰，“三次元歩行が可能な二足受動歩行
ロボットの安定化に関する実験的検討”，バイオメカニズム
学会誌，Vol.32, No.4 (2008) , pp.239-246.
(2) 池田達彦，松本祐介，成川輝真，高橋正樹，山田深，大島博，
里宇明元，“微小重力環境下における歩行特性解析に向けた追従式免荷装置の開発（リムレスホイールを用いた有効性の検証）”，日本機械学会論文集，Vol.78，No.790（2012-6），
pp.184-195.
(3) 池俣吉人，佐野明人，宮本裕貴，大竹朋生，藤本英雄，バネ付きリムレスホイールによる受動走行の基礎的研究，日本機械学會論文集 C 編，日本機械学會論文集. C 編 76(766)，
1532-1538, 2010-06-25― 412 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）OfV ? =)yzwxsuvC@@!t >E
Sfijkh\EZfejhfcE\lYckYj`feE`eEYEjhY`eEm`j_Ej_\EOfVEjng\E]ffjEgh\iikh\Ed\Yikh\d\ejE[\l`Z\Ep2B H|* H|56 I|-<& HE
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ðé÷r÷ýĩ ÒüMü}´ħěģĦĔx²č¡û¹ħºíĊòĄĩ¾Y=¹ēĔėġüÑčøëĩ
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n-8+ ja¦c©-8+ TSND121(Fig.3)%DÍIoT a³m^®13', "Ì¬Ê¨³m^%® ÌR¼n-8+ "Æ¶}$%® Í
IoT a³m^®13',Ìg=fÁ358,©°E%£F«Â '8.97

33.9cm
z

ch4
ch5

ch3

ch7
ch6

(0,0)

x

ch2

ch1

22.9cm
Fig.1 The IoT type foot pressure measurement device
and the disposition of foot

Fig.2

Fig.2
Accelerometer
Accelerometera358,©®]# 3)4)Í358,©% #Ì^Q-8+<³ Fig.1 '8.97 ch1Î´ËÅ²¾Ìch2ÎËÌch3Î¡?=ËÉÌch4Î
wy{_ÇÌch5Î¡:=ËÉÌch6Î=ÃËÌch7ÎLIq=t 7 ¤º&Í13',¦]~¹$ÌBluretooth »H+8468*\ 100Hz 19/
Vs $ÌAndroid
®%«ÍVs 19/®P! «ªÀ±Ê!s!$¸p%
^Q|¢%«Ì+8468*\ 50Hz R¼nÄG%­#0(8+8468* ÍÌÀtSÄ #³m^=tB§(Center of pressureÌA; COP  #)%iM # "358,©°E%«ÍCOP ¢
M<³´Jk% Fig.1  $$ 33.9cmÌ
22.9cm  ÌB§-8+hB§o%Ì;¯p¢M Í
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R¼n-8+Æ¶l¿§ Æ¶}$%® Í
-8+ X ·Æ¶½«[ÌY ·`[ÌZ ·¬Ê¨µCh Pr[R¼n%® Í+846
8*\ 50Hz ÌVs 19/%R¼n|¢ Ì
COP ÄG%N Í®]®26)HW%
KQ #Y Í}D4$
MÛ¦uýàîċąµÛ°üU¾čÊ´k7øëĩ)ÉZýĩx åÖÁüÊ´k7û{ĩy åk7û{ĩz åµÛ°ü'k7û{ü)ÉZčøĊĪCOP ý x åµÛ°ü3k7û{ĩy åµÛ°ü'k7û{üDčøĊĪ}~E A!t A|KRS|? t=)4$E½´üÖÁå)Éëòoü)ÉZø COPĩ¾Y=üD,čđģğûĂøĄòąüč Fig.3 ûíĪÖÁå)ÉčÑHëòøæü)ÉZø COP üđģğčÃíĊøĩ)ÉZ x üå{k7ûÂìòäĈČîäûËċö COPx üą{k7ûD,ëöàĊĪëäëĩCOPx å 0cm ÅäĈ 8cm üĞĨĐĂ÷#ÌíĊo%ýĩ)ÉZ x å¢ 0.5m/s2 û#ÌíĊo%ćĉmàĪéüøæ
ü¾Y=D,č¸ĊøĩU¾Y= ch0 üå 13N äĈ 4N Ă÷SëĩċÍàû3¾Y= ch0 üå 5N äĈ 15N ÿøb ûC)ëöàĊĪðëöĩ0.4 \ûý3¾ü¾Y= ch0 üý!
þ 5N Ă÷SëĩU¾ü¾Y= ch0 å 15N Ă÷C)ëöàĊĪ
ĂòĩU3ü¾Y=D,üđģğč¸Ċøĩch0 üý 5N äĈ
35N Ă÷D,ëöàĊåĩðü üý 5N üRêúD,üă÷ßĊĪ}E (A!t A|KRS|? t=)4$E½´üÖÁåÉëòoü)ÉZø COPĩ¾Y=üD,čđģğûĂøĄòąüč Fig.4 ûíĪÖÁåÉčÑHëòøæü)ÉZø COP üđģğčÃíĊøĩFig.3 üÖÁå)Éëòø
æø6wû)ÉZ x üå¼k7ûÂìòäĈČîäûËċ
öĩCOPx üą¼k7ûD,ëöàĊĪCOPx üD,ý)ÉZ― 413 ―

-15
10

40
40 40

35
35 35

30
30 30

15
15

10
10

55

00

40
40
35
35
30
30
25
25
20
20
15
15
10
10
5
5
0
0
40

Acceleration

COP

Right
Pressure
LeftPressure
Pressure
Left

Right
Pressure
Right
Left Pressure
Pressure

35

Constant
velocity

COP

x

ch1
ch0
ch5
ch4

ch1
ch0
ch4
ch5
ch4

ch0
ch2
ch1
ch6
ch5

ch2
ch1
ch5
ch6
ch5

ch1

y

5

-5

-10

ch3
ch2
ch7
ch6

ch3
ch2
ch6
ch7
ch6

ch2
ch4ch3-1.0-2.0Time[s]

-2.5

5

0

-15

Acceleration[m/s²]

-0.5

-1.5
-2.5

10

Time[s]

-5

-10
-15

Time[s]
30

25
25
25

20
20
20

15

10

5

0

ch4
ch3

ch3

30

25

20

15

Time[s]Time[s]Time[s]― 414 ―
25

20

0Time[s]Time[s]Time[s]

30

25

20

0.02
0.20
0.38
0.56
0.74
0.92
1.10
1.28
1.46
1.64
1.82
2.00
2.18
2.36
2.54
2.72
2.90
3.08
3.26
3.44
3.62
3.80
3.98
4.16
4.34
4.52
4.70
4.88
5.06
5.24
5.42
5.60
5.78
5.96

Start ofacceleration

0.01
0.19
0.37
0.55
0.73
0.91
1.09
1.27
1.45
1.63
1.81
1.99
2.17
2.35
2.53
2.71
2.89
3.07
3.25
3.43
3.61
3.79
3.97
4.15
4.33
4.51
4.69
4.87
5.05
5.23
5.41
5.59
5.77
5.95

-1.0

Pressure[N]

0

15
10

10
5

5
0

0.01
0.19
0.37
0.55 0.01
0.73 0.46
0.91 0.91
1.09 1.36
1.27 1.81
2.26
1.45
2.71
1.63 3.16
1.81 3.61
1.99 4.06
2.17 4.51
2.35 4.96
2.53 5.41
2.71 5.86
2.89 6.31
3.07 6.76
7.21
3.25
7.66
3.43 8.11
3.61 8.56
3.79 9.01
3.97 9.46
4.15 9.91
4.3310.36
4.5110.81
4.6911.26
4.8711.71
12.16
5.05
12.61
5.23
13.06
5.4113.51
5.5913.96
5.7714.41
5.9514.86

0.5

zPressure[N]0.5

0Acceleration[m/s²]

0.5

y

15
10

10

10
5

5

5
0

0

0
Time[s]

0.01
0.19
0.37
0.55 0.01
0.73 0.46
0.91 0.91
1.09 1.36
1.27 1.81
1.45 2.26
2.71
1.63
3.16
1.81 3.61
1.99 4.06
2.17 4.51
2.35 4.96
2.53 5.41
2.71 5.86
2.89 6.31
3.07 6.76
3.25 7.21
7.66
3.43
8.11
3.61 8.56
3.79 9.01
3.97 9.46
4.15 9.91
4.3310.36
4.5110.81
4.6911.26
4.8711.71
5.0512.16
12.61
5.23
13.06
5.41
13.51
5.5913.96
5.7714.41
5.9514.86

-10
1.0

x

Displacement[cm]

-0.5

1.0

Acceleration
Acceleration

COP COP

0.02
0.22
0.42
0.62
0.82
1.02
1.22
1.42
1.62
1.82
2.02
2.22
2.42
2.62
2.82
3.02
3.22
3.42
3.62
3.82
4.02
4.22
4.42
4.62
4.82
5.02
5.22
5.42
5.62
5.82
6.02

-2.0

Pressure[N]-50Displacement[cm]Acceleration[m/s]-1.5

Pressure[N]

-15
1.0

0.01
0.2
0.39
0.58
0.77
0.96
1.15
1.34
1.53
1.72
1.91
2.1
2.29
2.48
2.67
2.86
3.05
3.24
3.43
3.62
3.81
4
4.19
4.38
4.57
4.76
4.95
5.14
5.33
5.52
5.71
5.9

0
0.02
0.48
0.94
1.40
1.86
2.32
2.78
3.24
3.70
4.16
4.62
5.08
5.54
6.00
6.46
6.92
7.38
7.84
8.30
8.76
9.22
9.68
10.14
10.60
11.06
11.52
11.98
12.44
12.90
13.36
13.82
14.28
14.74

-2.5

Time[s]

0.01
0.46
0.91
1.36
1.81
2.26
2.71
3.16
3.61
4.06
4.51
4.96
5.41
5.86
6.31
6.76
7.21
7.66
8.11
8.56
9.01
9.46
9.91
10.36
10.81
11.26
11.71
12.16
12.61
13.06
13.51
13.96
14.41
14.86

-2.0

0.01
0.01
0.46
0.46
0.01
0.91
0.91
0.46
1.36
1.36
0.91
1.81
1.81
1.36
2.26
2.26
1.81
2.71
2.26
2.71
2.71
3.16
3.16
3.16
3.61
3.61
3.61
4.06
4.06
4.06
4.51
4.51
4.51
4.96
4.96
4.96
5.41
5.41
5.41
5.86
5.86
5.86
6.31
6.31
6.31
6.76
6.76
6.76
7.21
7.21
7.21
7.66
7.66
7.66
8.11
8.11
8.11
8.56
8.56
8.56
9.01
9.01
9.01
9.46
9.46
9.46
9.91
9.91
9.91
10.36
10.36
10.36
10.81
10.81
10.81
11.26
11.26
11.26
11.71
11.71
11.71
12.16
12.16
12.16
12.61
12.61
12.61
13.06
13.06
13.06
13.51
13.51
13.51
13.96
13.96
13.96
14.41
14.41
14.41
14.86
14.86
14.86

-1.5
-2.5

0.01
0.01
0.46
0.46
0.01
0.91
0.91
0.46
1.36
1.36
0.91
1.81
1.81
1.36
2.26
2.26
1.81
2.71
2.26
2.71
2.71
3.16
3.16
3.16
3.61
3.61
3.61
4.06
4.06
4.06
4.51
4.51
4.51
4.96
4.96
4.96
5.41
5.41
5.41
5.86
5.86
5.86
6.31
6.31
6.31
6.76
6.76
6.76
7.21
7.21
7.21
7.66
7.66
7.66
8.11
8.11
8.11
8.56
8.56
8.56
9.01
9.01
9.01
9.46
9.46
9.46
9.91
9.91
9.91
10.36
10.36
10.36
10.81
10.81
10.81
11.26
11.26
11.26
11.71
11.71
11.71
12.16
12.16
12.16
12.61
12.61
12.61
13.06
13.06
13.06
13.51
13.51
13.51
13.96
13.96
13.96
14.41
14.41
14.41
14.86
14.86
14.86

5

Displacement[cm]-1.0

Pressure[N]-0.5

Pressure[N]Pressure[N]1.0

Pressure[N]

0

0.02
0.22
0.42
0.62
0.82
1.02
1.22
1.42
1.62
1.82
2.02
2.22
2.42
2.62
2.82
3.02
3.22
3.42
3.62
3.82
4.02
4.22
4.42
4.62
4.82
5.02
5.22
5.42
5.62
5.82
6.02

Acceleration[m/s²]

0.5

Pressure[N]Pressure[N]

10

0.01
0.2
0.39
0.58
0.77
0.96
1.15
1.34
1.53
1.72
1.91
2.1
2.29
2.48
2.67
2.86
3.05
3.24
3.43
3.62
3.81
4
4.19
4.38
4.57
4.76
4.95
5.14
5.33
5.52
5.71
5.9

Displacement[cm]

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Start ofdeceleration

Acceleration
Acceleration

10

40

40

35

35

40
40

35

LeftLeftPressure
Pressure
Time[s]RightLeft
Pressure
Pressure

x

ch0
ch1
ch5
ch4

ch0
ch1

ch4
ch5

y
Deceleration

Time[s]

x

ch1
ch2
ch6
ch5

ch1
ch2
ch5
ch6

ch2
ch3
ch7
ch6

ch2
ch3
ch6
ch7

z

-0.5

0

-1.0

-1.5

-2.0

Time[s]

y

5

0

-5

-10

Time[s]

ch3
ch4

30

25

20

15

Time[s]Time[s]

35

ch3
ch4

30

25

20

15

Time[s]Fig.3 Acceleration, COP and Foot Pressure during train
acceleration
Fig.4 Acceleration, COP and Foot Pressure during train
deceleration

å{k7ûD,čHĄĊ 4.9 Ă÷-8cm äĈ-12cm ø 0cm äĈ
Õċò <÷D,ëöàĊĪPaíĊ Fig.4 üU3¾Y=D,č¸ĊøĩU¾ü¾Y=ü ch0 ýpE 35N Ă÷EæçD,ëĩ1.3 äĈ 2.6 üÒûý ch1 äĈ ch6 Ă÷=(åC)ëöàĊåĩ
3¾ü¾Y=ý ch0 ą8Ąöüå 5N üD,û0ĂôöàĊĪ
Fig.3 ø Fig.4 ü)ÉZD,čÃíĊøĩFig.3 ü)ÉZD,üEæêý 0.5m/s2 Z÷ßĊüûPëĩFig.4 ü)ÉZD,üE
æêý 2m/s2 øEæàĪ6wû COP D,čÃíĊøĩFig.3 ü
COPx å-5cm äĈ 8cm ü 0cm '\÷§âîD,ëöàĊüûP
ëĩFig.4 ÷ý-10N ü'\č«ĆäûD,ëöàĊĪ
}E .@!r@!t A|KRS|? t=)4$E
yûÖÁåÁëòoøÁëòoüđģğčðċñċ Fig.5
ø Fig.6 ûíĪÁoąÁoą)ÉZ x üD,û5Čï
COPx åD,ëöàĊéøåČäĊĪĂòĩÁoüU3¾Y=
D,č¸ĊøĩÁ'ýU3øąû 20N óåĩÖÁÁo%äĈ
U¾Y=ü ch0 üýSëĩ3¾Y=ü ch0 üýC)ëú

åĈEæçD*ëöàĊĪÇûĩÖÁåÁëòoüU3¾Y=
D,č¸Ċøĩ3¾Y=ýĀāD,ëöàúàåĩU¾Y=ü
ch0 åEæçD*ëöàĊĪ

}7ÖÁü)ÉÑH÷ĩ)ÉZ x åD,ëò\û COPx ąÞ
D,ëöàĊåĩéċýÖÁüÉZååĊéø÷ COPx åÖÁüÊ´k7øýÇk7û*ëĩI+åKLúdûúôòø¯âĈċĊĪĂòĩÖÁå)Éëòoü COPx ýĩ)ÉZ xćĉĞĨĐ÷ßĊ 8cm ûÌíĊo%åmàåĩéċý¾Y=üÞ
D,äĈĩ ÷æúàÖÁü)ÉZD,ü[Øûćĉ COPx åbûD,ëĩKLcčGôò\ĩěģĦĔx²ûćĉ COPx åÞ Þ
2²úÔĉ£mçI+čKLêïĊk7û*ëòòĄóø¯âĈċĊĪĂòĩ)É\ü COPĩU3¾Y=üD,äĈI+$_å´ČċöàĊø¯âĈċĊåĩCOP ýD,č¨èöãĉKLë
úàĪéċý)ÉZ xĩyĩz üD,äĈ»ă1ċĊćáûÖÁå
Vû¤äúg*č¨èöàĊòĄĩðüg*ü[ØûćĊ COP

0.01

5

0

5

0
0

0

COP
Time[s]

40 40

x

-5
0

Right
Pressure
Left
LeftPressure
Pressure40

Right
Pressure
Right
LeftPressure
Pressure

35 35

Time[s]Time[s]
ch1
ch0
ch5
ch4

ch1
ch0
ch5
ch4
ch2
ch1
ch6
ch5

ch2
ch1
ch6
ch5
ch3
ch2
ch7
ch6

Time[s]Time[s]

ch3
ch2
ch7
ch6

Time[s]

-1.0

-1.5

Time[s]

-2.5

y

10

-15

ch4
ch3

Acceleration[m/s²]

1.0
1.0

-2.0

10
5

0

-5

-10
-15

30 30

30
25 25
35

30

20

25 20

15 10

15

20 15

10

ch4
ch3

30 30
35

30

25 25

25
20 20

15 10

15

20 15

10

Time[s]― 415 ―
25

20

0

30

25

20

0

Start ofdeceleration

40
40

35
35

15
10

10 5

10
5

5 0

5
0

Time[s]

40
40

35

15
10

10 5

10
5

5 0

5
0

Left Left
Pressure
Pressure

Time[s]Time[s]RightLeft
Pressure
Pressure

14.86

-0.5

-0.5

0.01
0.02
0.03
0.04
0.06
0.07
0.09
0.10
0.12
0.13
0.15
0.16
0.18
0.19
0.21
0.22
0.24
0.25
0.27
0.28
0.30
0.31
0.33
0.34
0.36
0.37
0.39
0.40
0.42
0.43
0.45
0.46
0.47
0.49

0

0

Pressure[N]

0.5

0.02
0.22
0.42
0.62
0.82
0.02
1.02 0.92
1.22 1.82
2.72
1.42 3.62
1.62 4.52
1.82 5.42
6.32
2.02 7.22
2.22 8.12
9.02
2.42 9.92
2.6210.82
2.8211.72
12.62
3.0213.52
3.2214.42
15.32
3.4216.22
3.6217.12
3.8218.02
18.92
4.0219.82
4.2220.72
21.62
4.4222.52
4.6223.42
4.8224.32
25.22
5.0226.12
5.2227.02
27.92
5.4228.82
5.6229.72
5.82
6.02

1.0

Acceleration[m/s²]

1.5

Displacement[cm]

COP

0.5

0.01
0.02
0.03
0.04
0.01
0.06 0.46
0.07 0.91
0.09 1.36
0.10 1.81
0.12 2.26
0.13 2.71
0.15 3.16
0.16 3.61
0.18 4.06
4.51
0.19
4.96
0.21 5.41
0.22 5.86
0.24 6.31
0.25 6.76
0.27 7.21
0.28 7.66
0.30 8.11
0.31 8.56
0.33 9.01
9.46
0.34
9.91
0.36 10.36
0.37 10.81
0.39 11.26
0.40 11.71
0.42 12.16
0.43 12.61
0.45 13.06
0.46 13.51
0.47 13.96
14.41
0.49

35 35

Time[s]Constant
velocity

Pressure[N]40

Acceleration

z

0.01
0.02
0.03
0.04
0.01
0.06 0.46
0.07 0.91
0.09 1.36
0.10 1.81
0.12 2.26
0.13 2.71
0.15 3.16
0.16 3.61
4.06
0.18
4.51
0.19 4.96
0.21 5.41
0.22 5.86
0.24 6.31
0.25 6.76
0.27 7.21
0.28 7.66
0.30 8.11
8.56
0.31
9.01
0.33 9.46
0.34 9.91
0.36 10.36
0.37 10.81
0.39 11.26
0.40 11.71
0.42 12.16
0.43 12.61
0.45 13.06
13.51
0.46
13.96
0.47 14.41
0.49 14.86

40 40

Pressure[N]-10

Pressure[N]

15

y

0.01
0.2
0.39
0.58
0.77
0.96
1.15
1.34
1.53
1.72
1.91
2.1
2.29
2.48
2.67
2.86
3.05
3.24
3.43
3.62
3.81
4
4.19
4.38
4.57
4.76
4.95
5.14
5.33
5.52
5.71
5.9

-10
5

Displacement[cm]

10

14.41

-2.0
Start ofdeparture

14.41
14.86
14.86

-1.0

0.02
0.66
1.30
1.94
2.58
3.22
3.86
4.50
5.14
5.78
6.42
7.06
7.70
8.34
8.98
9.62
10.26
10.90
11.54
12.18
12.82
13.46
14.10
14.74
15.38
16.02
16.66
17.30
17.94
18.58
19.22
19.86

2.0

x

14.41

-1.5

0.01
0.60
1.19
1.78
2.37
2.96
3.55
4.14
4.73
5.32
5.91
6.50
7.09
7.68
8.27
8.86
9.45
10.04
10.63
11.22
11.81
12.40
12.99
13.58
14.17
14.76
15.35
15.94
16.53
17.12
17.71
18.30
18.89
19.48

2.5

Acceleration
Acceleration

14.41
14.86
14.86

0.01

0.5

0.01
0.46
0.50
0.01
0.91
0.99
0.46
1.48
1.36
1.97 0.91
1.81
2.46 1.36
2.26
2.95
1.81
3.44
2.71
2.26
3.93
3.16
2.71
4.42
3.16
3.61
4.91
5.40
3.61
4.06
5.89 4.06
4.51
6.38
4.51
4.96
6.87
4.96
7.36
5.41
5.41
7.85
5.86
8.34 5.86
6.31
8.83 6.31
6.76
9.32
6.76
9.81
7.21
10.30 7.21
7.66
10.79 7.66
8.11
11.28
8.11
11.77
8.56
8.56
12.26
9.01
12.75 9.01
9.46
9.46
13.24
13.73
9.91
9.91
14.2210.36
10.36
14.71
10.81
10.81
15.20
11.26
15.69
11.26
16.18
11.71
11.71
16.6712.16
12.16
17.16
12.61
12.61
17.65
13.06
18.14
13.06
18.6313.51
13.51
19.1213.96
13.96
19.61

-15
Acceleration[m/s²]

1.0

0.01
0.46
0.50
0.01
0.99
0.91
0.46
1.48
1.36
1.97 0.91
1.81
1.36
2.46
2.95
2.26
1.81
3.44
2.71
2.26
3.93
2.71
3.16
4.42
3.16
4.91
3.61
5.40
3.61
4.06
5.89 4.06
4.51
6.38
4.51
4.96
6.87
4.96
7.36
5.41
7.85 5.41
5.86
8.34 5.86
6.31
8.83
6.31
9.32
6.76
9.81 6.76
7.21
10.30 7.21
7.66
10.79
7.66
11.28
8.11
8.11
11.77
8.56
12.26 8.56
9.01
9.01
12.75
13.24
9.46
9.46
13.73 9.91
9.91
14.22
10.36
10.36
14.71
10.81
15.20
10.81
15.69
11.26
11.26
16.1811.71
11.71
16.67
12.16
17.16
12.16
12.61
17.65
12.61
18.1413.06
13.06
18.63
13.51
13.51
19.12
13.96
19.61
13.96

-5
Displacement[cm]0Pressure[N]-2.5

Pressure[N]Pressure[N]-1.0

Pressure[N]

-0.5

0.02
0.22
0.42
0.62
0.82
1.02
1.22
1.42
1.62
1.82
2.02
2.22
2.42
2.62
2.82
3.02
3.22
3.42
3.62
3.82
4.02
4.22
4.42
4.62
4.82
5.02
5.22
5.42
5.62
5.82
6.02

Acceleration[m/s²]

0

Pressure[N]Pressure[N]

5

0.01
0.2
0.39
0.58
0.77
0.96
1.15
1.34
1.53
1.72
1.91
2.1
2.29
2.48
2.67
2.86
3.05
3.24
3.43
3.62
3.81
4
4.19
4.38
4.57
4.76
4.95
5.14
5.33
5.52
5.71
5.9

Displacement[cm]

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Acceleration
Acceleration
Decelerationx

ch1
ch5ch4ch0

ch1ch0ch5ch4yTime[s]COP COPch2
ch6ch5ch1

ch2ch1ch6ch5

ch3
ch7
ch6

ch2

ch2
ch3
ch7
ch6

z

0.5

Stop

-0.5

0

-1.0

-1.5

-2.0

-2.5
Time[s]

10

x
y

5

-5

0

-10

Time[s]

ch4

ch3

30

25

20

15

Time[s]

ch3
ch4

35

30

25

20

15

Time[s]Time[s]Fig.5 Acceleration, COP and Foot Pressure in departure
Fig.6 Acceleration, COP and Foot Pressure in stop

D,øěģĦĔx²ûćĊ COP ü{å­ĉÆêċöàĊòĄø¯âĈċĊĪ¾Y= ch0 üå ĕĦĒüćĉEæàûõà
öĩch0 üĕĦĒý¿û®ëöãĉĩéüµÛ°ýÖÁ Áo
üI+$_čû¿÷´úôöàĊø¯âĈċĊĪ
Fig.3 ø Fig.4 ü)ÉZD,ø COP D,üÍàýĩµÛ°ûääôò)ÉZüÍàûćĉĩI+åKLíĊ COP ü®åD,ëòòĄø¯âĈċĊĪFig.3 ü)ÉZD,üEæêý 0.5m/s2 øÞRêçĩKLú COP ®ýÈVü×zoøĀāDČĈúä
ôòĪéċûPëĩFig.4 ü)ÉZD,üEæêý 2.0m/s2 øEæäôòòĄĩKLú COP ®åÊ´k7÷ßĊU¾ĩõĂĉCOPx å¼ük7÷ßĊ-10N ûD,ëòø¯âĈċĊĪ
]süěģĦĔx²ºe÷ýĩMü³úd÷üěģĦĔx²č¹íĊéøý÷æúäôòĪëäëĩrMÛ÷
lü*ü¾Y=D,č¹íĊéø÷ĩlVûãèĊÖÁ Áoü COP D,č1^ëĩÖÁü)ÉZD,ø COP
D,čÃíĊéø÷ěģĦĔx²čºíĊéøå÷æòĪüéøäĈĩÑëò IoT ?¾Y=¹ĘěĎĔčàĊéø÷ĩ
]süe÷ý¹÷æúäôòĜęüMüěģĦĔx²ºå2²÷ßĊø¯âĈċĊĪ

lVüI+©f*üõ÷ßĊÖÁ Áüěģ
ĦĔx²ûëĩÖÁüiċûPíĊ¾Y=D,č"tëòĪðü¦uäĈĩÖÁü)ÉøĩúĊ)ÉZD,ûPíĊÞ
4Îü¾Y=üaø COP üÓčhâĈċòĪĂòÊ´k7ûPëö>k7č7àòA5ĩ½´ü¾Y=D,åU3÷úĊéøånĈäûúôòĪêĈûĩ)ÉZüD,ûćĉI+åKLíĊ COP ®åD,íĊéøåČäôòĪ
\ĩěĔĆjXªúù ü ĉûãàöąĩÑëò IoT?¾Y=¹ĘěĎĔčàöI+÷ü¾Y=D,čhâĊéøå÷æĩMÛNB ÷ýøĈâĈċúäôòĜęülVI+$_²ûõàöüjòúTå¸ÄĄĊĪLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）7,Guideline for the Prevention of Falls in Older Persons.
American Geriatrics Society, British Geriatrics Society, andAmerican Academy of Orthopaedic Surgeons Panel on Falls
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Biomedical and Health Informatics (BHI) 2014;388-391.

1)― 416 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Mirror Neuron System を用いたμ律動減衰による力情報の抽出に関する研究田野∗ 梁

前殿

宏博∗ 岩田

翔太∗

朱

悠∗

赤∗a)

Extraction of Motion Information based on the Mirror Neuron System with Mu Suppression
Ye Tian∗ , , Hongbo Liang∗ , , Yu Iwata∗ , , Shota Maedono∗ , , Chi Zhu∗a) ,This study is to develop a non-invasive BMI control system with EEG (electroencephalogram) signals to control
external devices such as prostheses and exoskeletons for rehabilitation or power support. Currently, we focus on toclarify the relationship between EEG and motor intensity and further to realize the robot control according to motor
intensity. In this paper, we design and conduct two diﬀerent types of visual stimuli experiments to investigate the relationship between EEGs and motor intensities based on the concept of Mirror Neuron System (MNS). The results show
the relationship between mu suppression and motor intensity based on MNS, and imply that extracting the motion andmotor intensity information from EEG signals is possible. This demonstrates a great potential for using EEG signals
for robotic power assistance to support human’s life.
キーワード：ブレイン・マシン・インタフェース，μリズム減衰，運動想起，ミラーニューロンシステム

Keywords: Brain Machine Interface, Mu Suppression, Motor Intensity, Mirror Neuron System

1.

近年注目された．これまでの研究では，脳情報と運動の関はじめに係性について解析を行い，特徴量を用いることでロボット制御に成功していたが (2) ，実際に脳情報と運動の強弱に着

現在，日本は高齢社会が進んでいる．日本にいる 65 歳以目している検討が少なく，さらに被験者に対し非侵襲の手

上の高齢者人口は，平成 28（2016）年 10 月 1 日時点の人口法を用いて力情報の強度に関連する研究は行われていない

調査によると，過去最高の 3，459 万人（前年 3，300 万人）

ため，脳波で運動の強弱を反映させた情報を用いた制御はとなり，総人口に占める割合（高齢化率）も 27.3 ％（前年

未だ実現されていない．

26．0 ％）と過去最高となった．高齢社会が深刻化する中そこで，本研究では運動認識や模倣などに関与する Mirror

で，自立生活ができない高齢者や障がい者の人口数が増加

Neuron System（MNS）を用いることで，運動映像の中に力情報を付加する内容により，MNS を更に活動する可能性にするに対して，介護職員の人材が 2025 年度に全国で約 38
万人不足する推計が発表された．さらに，厚生労働省が実ついて検証実験タスクを設計し，実験結果の検討を行った．

施した国民生活基礎調査では，高齢者が高齢者を介護する「老老介護」（同居する介護者の年齢がともに 75 歳以上）の2.

割合は 30.2 ％になり，初めて３割を超えて過去最高を更新

Mirror Neuron System

本研究では，運動の強弱と脳波との関連性を解明するた

した結果がわかった (1) ．そのため，要介護者人口の自立支

めに，MNS に着目する．MNS では，行為を認識，共感な

援，介護者の負担軽減が重要となっており，要介護者またどの社会的認知機能を持つと推測されている．人間の認知は介護者を支援する介護・福祉機器の需要が高まっている．
その中でも，脳情報を用いて外部機器を制御する BMI が

活動が他者の行動を自身の視覚，聴覚など通じて共感をすa) Correspondence to: zhu@maebashi-it.ac.jp

ジ，あるいは実際にカラダを動かしながら動作を模倣する∗ことで，自分自身の身体と他者の身体とを理解することにることで，認知を行う．また，認知したことを脳内でイメー

前橋工科大学〒 371-0816 群馬県前橋市上佐鳥町 460 番地 1

重要な働きをしているという指摘している．その認知活動

Maebashi Institute of Technology
460-1, Kamisadorimachi, Maebashi-shi, Gumma, 371-0816,
Japanを行う時，実際に MNS が働いていると考えている．

MNS では他者の行動を認識・模倣することによって生じ
1― 417 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Mirror Neuron System を用いたμ律動減衰による力情報の抽出に関する研究（田 野，他）る脳波の変化のことであり，自身が同じ行動を行った時のEEG Data

脳波変化と一致，もしくは，部分的に一致する特性がある．
ヒトおよびサルにおいては，目的がある行動を行うと前運One order Hi
High-passfilterh

動野，運動野および後頭頂領域を含む皮質領域に活性化される (3) (4) ．さらに，MNS は，運動を観察だけでなく，動作

Short Time Fourier Transformに関連する音を聴取することで前庭および頭頂皮質を活性化するを示す報告がある ．

Split the data to Rest and Imagery task(5)

ヒトの場合では，動作を観察する時と運動する時，左下前Fig. 1. 処理の概要

頭回 (left inferior frontal cortex) と右上頭頂小葉 (right su-

perior parietal lobule) の吻側にほとんど部分が活動していることが発見される (6) ，脳波を用いた MNS に関する研究
では，被験者が他者の運動を注視した時にμ律動（7-12Hz）〈3・1〉 検証実験設計〈3・1・1〉 計測環境

被験者はリラックスした状態で椅子に座り，実験ビデオを注視した．さらに眼電位の混入が抑制することが報告されている (7) ．運動に関わる脳波でを防ぐため，まばたき，または眼球運動をしないように，は，被験者自身で運動を行う時，または運動をイメージす注意を促した．複数チャンネルの電極から増幅アンプ (g.

る時，μ律動が抑制されることはよく知られている．すな

BSamp，g. tec 社) を通して脳波を増幅させた．データをコンピューター上で処理を行うため，増幅された脳波は A-D

わち，運動に関わる脳波と MNS との関係はμ律動が関与していることがわかった．また，Hobson らの実験でも無意変換ボードを介してデジタル信号に変換した．また，リア

味な図形を被験者に観察させ，後頭部にはμ律動の抑制がルタイムで脳波を計測するため，Linux OS の RTAI アプリ

確認できたが，中央部には反応が少ないことがわかった (8) ．

ケーション (Real Time Application Interface) を用いた．

無意味な幾何変化を観察しても MNS には関係なく，脳波被験者がインフォームドコンセントを承知してもらったの変化がなし，または少ないとも推測される．

上で，実験を行った．また，脳波を取得するには，アクティ

また，実際の情報を認知，理解するためには視覚や聴覚

ブ電極を使用した．計測点を国際 10-20 法に基づき，運動だけでなく，触覚にも働いているではないかと推測する．

に関係する運動野周辺の F4，C4，F3，C3 の 4 点，基準電ヒトが視覚刺激から体性感覚皮質の部分を活性化し，自身

位を右耳朶 A2 として計測を行った．サンプリング周波数の触感の経験を通して他の人に触れていることを理解する

は 1kHz に設定した．

ことから，Keysers らは人またはものに触れることでその〈3・1・2〉 データ処理手順

行動を理解できると仮説した．被験者の足を触れる実験と各チャンネルオーバーラッ

プを 90%，窓幅を 512 点で設定した短時間フーリエ変換を

他の人や物体を触れる映像を観察する実験を行なった結果，行い，μ波帯域（7-12Hz）のパワースペクトルの平均値を二次体性感覚皮質が活性化されることをわかった (9) ．さら算出した．白い画面を見た時の脳波を安静状態として．安に，その活性化は視点に依存しないことが確認できた．し静状態時と運動想起時を分割した．また，各運動想起部分

たがって，触覚でも他人の行動を理解する仕組みに働いてと安静状態とを比較し，その結果の平均を求めて，下の式

いることに示唆し，そのメカニズムでは MN について記述

で Log 比を算出．

したものと同じである．
以上の内容をまとめると，MNS は特定な条件で活性化す

Log ratio = Log

るには有意味な動作を観察することが必要になり，その内容を観察することで下前頭回が活性化する．MNS にとってpower spectra o f imagery· · · · · (1)power spectra o f rest

この Log 比によって安静時の脳波を基準として映像観察

有意味な動作とは，日常的な動作かつ実行できる動作であを行ったときの µ 律動帯域の変化を観察する（図 1）．

る．その内容を実行と観察で活性化する．そこで，言い換〈3・2〉 MNS を用いて視覚情報を追加した運動映像からえれば、無意味の動作を観察するのは Broca 野などを活性

力情報を誘発する実験

化させない．MNS にとって有意味な動作という条件を満

これらのことを配慮することで，MNS が力情報の有無を脳波から抽出の手法として利用出来

たさないなら，MNS には反応ない，また反応が少ないと考るかを検討を行った．具体的では，ダンベルを持ち映像とえられる．触覚を用いて行動を理解することができ，MN

ダンベルを持ていない映像を観察した後，運動想起を行いを活性化することも可能である．

3.

Measurement pointaround motor cortex
F4,C4,F3,C3（4 point）

場合を比較して，MNS によるμ律動の違いが存在するのかを脳波計で計測を行った．実験の結果，力情報の有無を想MNS の特性を用いた検証実験

起することにより，μ律動の減衰が異なることがわかった．

本研究は介護者の負担軽減および非介護者の自立支援た

さらに，力情報を含まれている場合ではμ律動減衰が大き

めに，脳波から力情報に関係する特徴量を抽出するによりくなった．このことから，μ律動の測定によって力情報のロボットアームを操作する目的とする．そこで，本研究は判別が出来る可能性が示唆された．しかし，被験者を増や

MNS 誘発するため，視覚情報による MNS 誘発実験と負荷すことで，抽出した脳波はばらつきが存在し，抽出した情情報を被験者に与える２種類検証実験を行なった．

報が重りの差による変化は見られなかったが多い．この研2― 418 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Mirror Neuron System を用いたμ律動減衰による力情報の抽出に関する研究（田 野，他）
video 3

video 5

video 4

+

+

10s

+

+

10s

+

20s

+

Fig. 2. ２種類の幾何図形観察による実験タスクおよ

20s

20s

20s

10s

+

20s

+

10s

20s

+

10s

10s

+

+

+

energy bar

び結果

究で設計した 2 種類の観察用ビデオの差異が少なく，力情Beep

報を被験者にうまく伝えられなかったことが考えられる．

15sec

そのため，本研究では被験者に映像での力情報を与える

Beep

20sec

relaxation

だけでなく，映像の中に力情報を視覚化した動画を付加す

30sec

45sec

50sec

60sec

time[sec]

observation

Fig. 3. 視覚情報を追加した時と追加していない時の比較実験タスクることで被験者に提示を行うことにより，MNS に基づいた負荷情報に関連する特徴脳波の誘発が可能であることを確かめた．そこで，以下の 2 つの実験

• 幾何図形観察による実験• 視覚情報を追加した映像観察による実験を行なった．

ここで，図形観察実験では，図 3）示すように，無意味な棒グラフが伸び縮む変化する映像を 10 秒間被験者に注視させること，視覚情報を追加した映像観察実験では，観察対象は 3kg の重りを持っており，負荷情報の情報を付加された映像となっている．運動映像を表示する間，動作とFig. 4. 視覚情報を追加した時と追加していない時の一緒に出ている力を画面上にエネルギーバーで被験者に提比較実験結果示する実験．
２種類の実験結果をまとめると，無意味の映像を観察する時のμ律動の上昇または抑制変化が少ないと予想通り結果が得られた．無意味の映像を観察時の脳波変化が少ない
ことが，幾何図形の変化がどの意味を持っているのかを脳が認識できていないと考えられる．脳波変化がランダムことから MNS が反応しないと推測される．そして，力の大きさを表示するバーという視覚情報を追加した映像を用いて実験を行うことで（図 3），計測点はすべて負の方向に大きく抑制することが確認できた．このことから，映像内容

Fig. 5. ２種類の大きい力情報誘発映像観察による実験タスクと力情報を視覚化した内容が同時に被験者に提示を行うことで，MNS に基づいた負荷情報に関連する特徴脳波が大きこと確認できた（図 6）．

く反応する（図 4）．

〈3・3〉 視覚情報を用いて大きい力情報誘発する実験

しかし，今回の実験結果では，大きい力情報誘発実験と力の大きさを表示するバーを運動映像の中に入れること

力情報含まれる実験のμ律動減衰は差が大きくないことがで，特徴脳波を大きく誘発できる結論に基づき，視覚情報確認できた．被験者の脳波減衰程度から力情報が含まれてを用いて大きい力情報を誘発する検証実験を行なった．こいることが言えるが，力情報がどれまで含まれているのはの実験の映像構成は観察対象がダンベルとタンク２パター

確認できないと考えられる．このことから，被験者に伝え

ンで設計を行い，それぞれ重りを持ちながら右腕を 90 度た情報が限られていることにより力のレベルに検出できな
いと考えられる．そのため，さらなる情報を被験者に伝えの角度まで 1 回屈曲させ，数秒後元に戻す運動を行う．さる方法を検討を行う．

らに映像内に力の大きさを表示するバーを追加した．この〈3・4〉 負荷情報提示による MNS 誘発する実験

２種類の映像を観察することで力情報の誘発の確認と映像

触覚（図 5）の区別について検討を行なった．その結果，被験者を用いて MNS を活性化する観点から，我々は被験者に映の脳波からμ律動が２種類の映像から同じレベルの減衰を像観察と同時に負荷情報の提示を与えることでより確実な確認できた．このことから，映像が表示した内容が被験者

イメージができると考え，この手法を用いて具体的な力情にとって同じ意味で理解され，２種類の映像は区別がない

報を脳波から抽出する手法として利用出来るかについてを
3― 419 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Mirror Neuron System を用いたμ律動減衰による力情報の抽出に関する研究（田 野，他）

Fig. 6. ２種類の大きい力情報誘発映像観察による実Fig. 8. 負荷情報を提示した時と提示していない時の験結果

比較実験結果Head Capの提示を被験者に与えることで，より多く情報が被験者に伝えられ，力情報を三段階に抽出する可能性が示唆された．

Computer
+

EEG

4.

Amplifier

まとめ及び今後の展望

本研究では，今回運動情報の抽出に関する検証実験を設計した．その結果，関連性が近いけど無意味の映像を見る
時，MNS が反応しない．力を表示するバーを映像に入れることで特徴脳波の差が大きくなった．
また，重りの重量を被験者に知らせることでより確実なFig. 7. 視覚情報を追加した時と追加していない時のイメージができると考え，負荷情報の提示を用いて力情報比較実験結果の特徴抽出に使えると仮説し，負荷情報の提示を加えた実験を行なった．その結果，負荷情報の提示によりμ律動減検討を行った．実験の内容は，重りを持ちながら右腕を 90

衰誘発が可能であると確認できた．

度の角度まで 1 回屈曲させ，数秒後元に戻す運動であり，今後の展望として，被験者を増やす，負荷情報の提示を実験中では，被験者が左手に重りを持って垂れ下がり，重用いた実験手法の有効性について検討を行う，さらに，結りの重量を感じながら実験ビデオを観察する（図 7）．

論に踏まえて，MNS を用いてロボットアームの操作実験設

映像観察のみの実験結果と負荷情報を提示ながら映像観

計及び実験を行う．

察した実験結果は，２種類の棒が変化する映像を見る時の脳波の Log 比の平均値は図 8 で示す．各計測点から，μ律動が抑制されたことが確認できた．視覚刺激のみ行なった文

結果ではμ律動が抑制されたが，視覚刺激と負荷情報の提示と同時加えた実験結果よりμ律動変化が少ない．

献（ 1 ） 内閣府（2016）「平成 29 年版高齢社会白書（全体版）」（ 2 ） J. Contreras-Vidal, A. Presacco, H.Agashe and A.Paek: “Restoration ofWhole Body Movement: Toward a Nonin-vasive Brain-Machine Interface
System”, IEEE Pulse, 3(1), pp.34-37, 2012.
（ 3 ） V. Gallese, L.Fadiga, L.Fogassi, and G.Rizzolatti:” Action recognition in
the premotor cortex”, Brain, 1996.
（ 4 ） G. Rizzolatti1 and L. Craighero: ”THE MIRROR-NEURON SYSTEM”,
Annual Review of Neuroscience, 2004.
（ 5 ） E. Koehler, C. Keysers, M.A. Umilt, L. Fogassi, V. Gallese and G. Rizzolatti: ”Hearing sounds, understanding actions: action representation in
mirror neurons”, Science, 2002.
（ 6 ） M. Iacoboni, RP. Woods, M. Brass, H. Bekkering, JC. Mazziotta and G.
Rizzolatti: ”Cortical Mechanisms of Human Imitation”, Science, Vol. 286，
Issue 5449, pp. 2526-2528, 1999.
（ 7 ） JA. Pineda, BZ. Allison, and A. Vankov : ”The eﬀects of self-movement, observation, and imagination on μ rhythms and readiness potentials (RP’S):
Toward a brain-computer interface (BCI)”, IEEE Transactions on Rehabiliation Engineering, vol. 8， No. 2， June 2000.
（ 8 ） HM. Hobson, D.VM. Bishop:”Mu suppression a good measure of the human mirror neuron system?”, Cortex, 2016.
（ 9 ） C. Keysers, B. Wicker, V. Gazzola, J.-L. Anton, L. Fogassi and V. Gallese:” A Touching Sight: SII/PV Activation during the Observation and Experience of Touch”, Neuron, 2004.

一方，映像を観察しながら負荷情報の提示を与えたことによって，μ律動を大幅に抑制された．そして，中心部の計測点では前頭部より減衰が大きい事が確認できた．
このことから，映像の中に情報を付加することで被験者に提示を行うことで，MNS に基づいた負荷情報に関連する
特徴脳波が反応することが確認できたが，大きい力情報誘発実験では，被験者の脳波減衰程度から力のレベルまでに検出できなかった．映像の中に視覚情報を被験者に提示するだけでなく，負荷情報の提示を与えると，MNS に基づいた負荷情報に関連する特徴脳波が活性化され，大きく反応することが確認できた．
本提案手法を用いることで，MNS に基づいた負荷情報の重さの有無運動映像が運動想起を誘発させることを可能であり，力の大きさを表示するバーが追加することで，負荷なしと負荷ありの脳波情報が分けられる．さらに負荷情報
4― 420 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）㻵㼛㼀 型足底圧計測デバイスによる日常生活の移動活動中の足底圧分析㻌
Analysis of Foot Pressure During Moving Activities in Daily Life using IoT
Foot Pressure Measurement System㻌○任㻌 点 㻝，中山㻌 祐里 㻝，安在㻌 絵美 㻞，太田㻌 裕治 㻝㻌㻝㻚お茶の水女子大学，㻌 㻞㻚㻌 日本学術振興会㻌
○Dian Ren 1, Yuri Nakayama 1, Emi Anzai 2 and Yuji Ohta 1
1. Ochanomizu University

2. Research Fellowship for Young Scientists of Japan Society for the Promotion of Science
Abstract
Researches of human body function extremely lower limbs function was mainly performed on analyzing of index of walking,but in human daily life, not only walking but other moving activities also happen frequently. This research was aimed at
exploring a measurement system and found figures between foot pressure and moving activities of daily living. In thisresearch, foot pressure of activities in one day was measured using the IoT foot pressure measuring system that has been
explored, and foot pressures of four moving actions (walking, climbing upstairs, going downstairs, cycling) in particular was
analyzed. The IoT foot pressure measuring system make it possible to capture the foot pressure of the day's activities without
restricting. And it is considered realizable to classify human activities by analyzing the foot pressure data. In future, dailyliving activity recognition method by making foot pressure pattern will be discussed.

Key Words
Foot Pressure Analyzing; Activity Recognition; Wearable Sensor; Human Body Measurement

１．㻌 はじめに㻌

私たちの日常を考えてみても，平坦な道を歩行している時間は㻌 㻌 IoT（Internet of Things）技術の進歩により，インターネット上で基本的歩行の状態と考えられているが，日常活動に占めるそのの情報処理とインタラクティブな制御技術を用いた日常生活中

割合は一部に過ぎない．社会的側面から見ても，転倒事故などの生体情報モニタリングが急速に進んでいる．IoT デバイスの発は歩行以外の行動で起こることも多いことから （7，日常の行動形

展により，時間や空間に制限されない連続的な生体情報取得が態別の生体情報はあらゆる情報を含んでいる可能性がある．

実現可能となる．

日常行動検知については，前述したようなウェアラブルデバイ

日常活動中の評価デバイスとして，数々のウェアラブルセンサ

スを発展させることで検知可能であると考える．最近ではスマーが開発され，歩行中の kinetics および kinematics 評価研究に用トフォンアプリやスマートデバイスを用いて日常的な歩行，走行，

いられてきた（1-4．圧力センサを搭載する無線靴型足底圧デバイ

自転車走行，加えて睡眠状態などを捉えられる製品も散見され（2

ス は無拘束的で足底圧を測定できるため，臨床現場や高齢者

るが，日常的足底圧データを用いることで，さらなる行動形態検施設での歩行機能評価研究に広く用いられてきた．足底圧計測知が実現できると考える．

デバイスによる計測は，実験室環境に限定しないことから，日常

そこで本研究では，生活中の移動行動における足底圧評価

環境下での歩行バランス評価などに有効な研究方法である（1-3．

を行うため，無線靴型足底圧デバイスを IoT デバイスとして発展

一方で，日常生活活動では，歩行以外の移動行動も高い割合させる．そして一日の生活活動の足底圧を計測し日常行動中のを占めている．たとえば走行，坂道歩行，右折や左折，階段昇足圧データの特徴分析を目的とした．

降，ターンや自転車走行なども日常動作の一種であると言える．

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）㻞．㻵㼛㼀 型足底圧計測デバイスの開発㻌

学内であった．本研究では，全員の日常行動の中から，平坦な㻞㻚㻝㻌㻵㼛㼀 型足底圧計測デバイス㻌

道の歩行，階段昇り，階段降り，自転車走行に着目し，その特徴

本研究の基本技術として先行研究で開発された足底圧計測を分析した．歩行，階段昇り，階段降りのデータについては 㻡 名

デバイスを用いる(Fig.2)(1．本デバイスは片足 㻣 点の圧力センサ

全員捉え，自転車走行中については 㻞 名の被測者から促えた．㻌

と無線通信機器で構成される．感圧導電ゴムを配置した圧力セ㻟㻚１㻌 データ処理㻌

ンサがインソール上に配置され，その位置はセンサ１：踵骨隆起

移動中の足底圧は立脚時の圧力変化により遊脚期との分別部，センサ２：立方骨，センサ３：第五中足骨頭，センサ４：拇指，ができる．㻌 本研究では各移動動作の足底圧パラメータを検知

センサ５：第一中足骨頭前足部，センサ６：中間楔状骨，センサするため，MATLAB を用いて，各行動の接地から離床までの立

７：横足弓中心である（Fig.1）．各センサから取得した圧力値は脚期状態を検知し，行動中の全ステップを検出した．体重など

Bluetooth 通信（サンプリングレート：㻝㻜㻜Hz）で 㻼㻯 或いはスマーの個人差を考慮し，圧力値を正規化した．ヒトの個人差を考慮し，トデバイスに送られる．日常環境下での歩行バランス評価デバイ

各動作中各被測者における足底圧の類似点，相違点を分別す（㻟スとして，臨床症状分析の研究領域で利用されている ．

るため，グラフによる観察を行った．次に，各動作周期の立脚時

本研究では，このデバイスを発展させ，㻭㼚㼐㼞㼛㼕㼐 アプリの開発

間，各センサのピーク値，各ピーク値が得られる時点，接地と離を行った．開発環境は 㻭㼚㼐㼞㼛㼕㼐㻌㻿㼠㼡㼐㼕㼛 を用い，㻭㼚㼐㼞㼛㼕㼐㻌㻠㻚㻞 以

床の圧力差の差（立脚後期の接地圧力最大値－立脚前期の離降のデバイスに対応するよう構成した．センサから取得した値は床圧力最大値）を算出し，行動別の平均の比較を行った．㻲㼕㼓㻚㻌㻟

Bluetooth 通信により Android 端末へ送られたのち，本アプリをにこれらのパラメータの例を示した．㻌

介して Amazon web server のインターネット上に自動収集できる

㻌（Fig.2）．㻌

㻠．移動動作別の足圧分析結果㻌

㻞㻚㻞㻌 解析・データ視覚化システム㻌㻌 㻌 Fig.4 に各被測者の行動別の平均的な経時的立脚期足底圧，

IoT 型足底圧計測システムを用いて連続的な移動行動を捉え

Fig.5 に立脚期について荷重応答期と立脚中期と立脚周期に分る中で，膨大なデータが発生する．その中で得られるデータから，けた圧力分布図を示した．㻌

歩行やその他の行動情報を捉えるため，MATLAB でデータ可

㻌 Fig.4 および Fig.5 に基づき，下記に行動別の特徴をまとめた．㻌

視化のプログラミングとデータ処理のアルゴリズムを開発した．

㻌
歩行中の足底圧㻌Fig.4 より平坦な道での普通歩行における足底圧として立脚前

㻟㻚㻌 日常活動中の足底圧計測実験㻌㻌 㻌 被測者 㻡 人（㻞㻜 代女性４名，男性１名）を対象に，㻵㼛㼀 型足

期と立脚後期時で二峰性の足底圧ピークが見られる．Fig.5 から底圧デバイスを用いて一日の足底圧を測定した．㻌

も荷重応答期～立脚終期にかけ足底圧の荷重部位が踵から足㻌 㻌 被測者の主な活動範囲は自宅から大学までの通学道や大㻌指まで移動することがわかる．前半の圧力最大値は踵（センサ 1）㻌

㻌㻌㻌

Fig.1㻌 センサの配置位置㻌 㻌 㻌 㻌 㻌 Fig.2㻌 IoT 型足底圧計測デバイス㻌

㻌
Fig.3 一歩分の立脚期におけるパラメータの説明― 422 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）に，後半のピーク値は足指（センサ 4）を含め，前足部に現われ

㻌る．そして，立脚期前半と後半のピーク値の差は，被測者 D 以
外では，ほとんど見られない．

階段上りの足底圧分布㻌
Fig.4 より，階段を上る時の足底圧は，歩行時のように立脚期
前期と後期で足底圧ピークが見られるが，前期でのピークは後期のピークよりも低い傾向がある．また，Fig.5 より，荷重応答期
は中・前足部（センサ 3，5，6，7）で接地し，立脚期終期でも中・前足部（センサ 3，４，5，6，7）で離床している場合が多く，通常歩行時と異なることがわかる．すなわち，踵部の圧力はほとんど見られない．
㻌
Fig.4 に各被測者の行動別の平均的な経時的立脚期足底圧㻌

階段下りの足底圧㻌
Fig.5 より，階段を上る時の足底圧では，通常歩行時と同様に立脚期前期と後期での二峰性波形が見られるが，そのピーク圧力が見られる部位は歩行前期と後期で同一センサである傾向がある．Fig.7 からも，階段下る時の立脚期前半で足趾あるいは前足部接地を行い、立脚期後期で足指あるいは前足部で離床することがわかる．このように，荷重応答期の接地部位と立脚終期の離床部位が同一である点は階段を上る際と似ているが，階段下りの場合は荷重応答期も立脚期終期と同程度の圧力上昇が見られる点において上り時の傾向（接地時圧力が離床時の圧力に比べて低い傾向）とは異なっている．㻌㻌㻌

自転車走行中の足底圧分布㻌
本実験は 㻞 名のみで実施された．Fig.4 より，自転車走行中のFig.5 荷重応答期と立脚中期と立脚周期に分けた圧力分布図㻌

足底圧は足部が地面に接地している他の行動とは大きく異なり，他の移動行動のような二峰性がみられなかった．被験者 㻭 では

20.0

歩行

足底圧ピーク値は立脚期中の 㻢㻠㻚㻤㼇㻑㼉の時点に見られた．被験

18.0

階段上り

16.0

者 㻱 では足底圧ピーク値は立脚期中の 㻡㻠㻚㻡㼇㻑㼉の時点に見られ

階段下り

14.0
12.0

次に，Fig.6 に行動別の各センサ（部位別の）のピーク値，立
脚時間，立脚後半と前半ピーク値の差（立脚前期と後期のピー

F[N]

た．㻌

10.0
8.0
6.0
4.0

ク差）の平均値及び標準誤差をまとめた．Fig.6 より，歩行時では踵部のピーク値は 㻝㻢㻚㻠±㻝㻚㻞㻢㻺 と他のセンサと比べて大きい．他

2.0
0.0

㻌

のセンサでは行動別の圧力値に大きな違いは見られない．Fig.6
より，立脚前期と後期のピーク差は階段上り時に増大していた．㻌

― 423 ―

Fig.6 行動別の各センサ（部位別の）のピーク値

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）これらの研究の限界が挙げられるが，足底圧からいくつか

12.0
90.0

10.0

の行動が分別できることが示唆され，日常生活中の自然な行動

80.0

から歩行以外での移動能力が可能となる．これにより，これまで

70.0

8.0

60.0

F[N]

F[N]

6.0
4.0

先行研究で行われていたような実験室環境内での歩行研究を

50.0
40.0

超え，ヒトの行動時生体情報の研究の発展に寄与すると考える．㻌

30.0
20.0

2.0

㻌

10.0
0.0

歩行

階段上り

階段下り

㻡㻚㻌 まとめ㻌

0.0

歩行

階段上り

階段下り

-2.0

㻌
Fig.6 立脚前期と後期のピーク差 㻌 㻌 㻌 㻌 Fig.7 立脚時間

㻌 本研究は日常生活の足底圧を計測し日常行動中の足圧デー
タの特徴分析を目的とし，実験を行った．取得したデータにより，㻌

歩行，階段昇降，自転車走行四つの移動動作中の動作別の特㻠．㻌 考察㻌徴をまとめた．㻌

IoT 型足底圧計測デバイスによる日常生活における歩㻌行，階段昇降，自転車走行，この四つ主な移動行動が捉え

参考文献㻌

られた．

1)

結果より，通常歩行では荷重応答期の踵部の接地圧力ピ

齋藤倫子  日常生活中での足圧計測を目的とした靴型デバイス 'RFWRUDOGLVVHUWDWLRQお茶のーク値に特徴が見られた．階段昇降の場合，立脚前期と後期と水女子大学 もに中・前足部で接地と離床が見られる．これは平坦歩行時と異2)

Saito, M., K. Nakajima, C. Takano, Y. Ohta, C. Sugimoto,

なり，両足の接地位置の高さが異なることが影響していると考え

R. Ezoe, K. Sasaki et al. "An in-shoe device to measureられる．そして，とくに，立脚前半と後半ピーク値の差は，階段上

plantar pressure during daily human activity." Medical

りで増大している．これは，該当足が接地している際，反対足でengineering & physics 33, no. 5 (2011): 638-645.

の蹴り出しが行われており，反対側の蹴り出しが終わるまでは主3)

安在絵美山下和彦 太田裕治  靴型足圧に反対側に荷重しているためである．自転車走行中の動作周期測定システムによる変形性膝関節症の歩行機能評価

は他の移動行動と違い，足底は常にペダルに踏まれ，立脚相と生体医工学 6XSSOHPHQW 6B6B
4)

遊脚相はない．足底圧はペダルの回転運動により一峰性の周杉本千佳長井宏和江副亮介保坂寛佐々木健

期的な荷重が見られる．ペダルの踏み方は個人習慣と地形によ板生清 龍田成示  ウェアラブルセンサにり違うため，足のどの部分が使われるかは一定ではないが，各セよる行動認識システムの開発 研究 マイクロメカ

ンサの最大値が現れる時点はほぼ同時であり，自転車走行時のトロニクス  
5)

足底圧の特徴であることがわかった．㻌
したがって，立脚期中の，各センサのピーク値と立脚前期と後寺田努  ウェアラブルセンサを用いた行動認
識技術の現状と課題コンピュータソフトウェア期でピークを示す部位，接地と離床のピーク圧力値の差などか  BBら，通常歩行，階段の上りならびに下りといった行動の分別が可

6)

Mitoma, H. Yoneyama, M. & Orimo, S. (2010). 24-hour

能であることが推察される．しかし，これらのパタンは行動速

recording of parkinsonian gait using a portable gait度や関節疾患や怪我や痛みなどの個人特性に影響する可能

rhythmogram. Internal Medicine, 49(22), 2401-2408.

性がある．そのため，より多くの被験者を対象とした実験

7)

鈴川芽久美島田裕之牧迫飛雄馬渡辺修一郎 が必要となる．また，本研究で検討した行動は日常生活行

鈴木隆雄  要介護高齢者における転倒と骨折動の一部に過ぎないため，走行時やターンなど他の行動との発生状況日本老年医学会雑誌  

の分別が必要である．将来的に，機械学習などの技術を用いた解析などが望まれる．

― 424 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）異なる DLC 窒素比の成膜繊維性スキャフォルドを用いた細胞運動形態評価システム
Cell Movement Morphology Evaluation System Using Fibrous Scaffold Coated with Various
Nitrogen Percentage of DLC Coating○ アブドゥルラヒンヌルシュハダー (電機大), 志村まり(国際医療研究センター), 矢口俊之(電機大)荒船龍彦(電機大), 本間章彦(電機大)Abdul Rahin NUR SHUHADAH, Denki University
Shimura MARI, National Medical Research Center
Yaguchi TOSHIYUKI, Denki University
Arafune TATSUHIKO, Denki University
Homma AKIHIKO, Denki University
Abstract: Current approach of cancer theraphy, such as chemotheraphy, radiotheraphy and surgery, has been treated formany years, but it is still hard to cure completely. Immune system which is one of the important system for cancer patientis designed to produce antibody and protect the body from external threats like viruses and foreign bacteria. However,some cancer cells escape from the attack of the immune system. In presents, there are conventional anticancer drug to fightagainst the cancer cells that’s can work to help the immune system in the fight against cancer and it is a completely new
idea that acts on immunity of humans. The mechanism of the antibody producing cells and cancer cells reaction is still
unclear. Using the scaffold coated with a-C:H:N, we produce an evaluation system to evaluate the movement properties ofindividual cells and to understand the morphology of the cells.
Keywords: DLC coating, movement, scaffold
1. はじめに組織工学や生物学において、培養細胞の挙動や様々なメカニズムを調べる際、培養した細胞数をカウントする増殖曲線や，細胞の増殖に伴う pH の変化から間接的に調べる方法などが一般的である．その一方、同一種の細胞であっても、 個々の細胞で働いている遺伝子が少しずつ違っていることが分かってきた。つまり、細胞の個性を知るには、
従来のような集団ではなく、一個ずつ調べるニーズがある。
多数の細胞の培養をしながら、同時に一個一個の細胞に着目し、その挙動について詳細な解析を行ったり、異なる種類の細胞同士やウイルス等との相互作用を個別に観察した
いニーズも存在する。
タイムラプス画像は実際の様子を 2 次元画像として経時的に観察できるが、デメリットとして細胞はランダムに動いて増殖するため、そのままでは定性的な観察は可能だ
が，定量的な値を求める解析は難しい。
そのため、新しい計測・解析システムが必要である。このような課題に対し、本研究室で取り組んでる 2 つのアプ
ローチがある。一つのはセグメントポリウレタンを用いた配向性の繊維性スキャフォルドを足場材とすることで、細胞は三次元的に増殖ため、生体内環境に近い、細胞に毒性影響がない。配向性スキャフォルドによると、 培養細胞の動きを一方向に制御することが可能で、ファイバ上を選択的に移動する。また、DLC を用いたコーティングの組成を様々に変えることで、細胞接着性を高めたり、下げたりす
ることが可能であることが分かった。
細胞の挙動を単純化させる方法は確立されてきましたがそれらを定量的に、また機械的に解析する手法が必要である。そこで本研究は、細胞の動きを制御するツールと画像処理を組み合わせて、細胞の動きを計測できるシステムの開発を目的とする。

2. 方法
2.1 基材作成

Fig.1 Electrospining Method
高分子溶液を注入したシリンジのニードル先端にプラスの電圧を印加させるエレクトロスピニング法により、ニー
ドル先端から電荷を帯びた噴流が発生させ繊維を形成し、形成過程で有機溶媒が揮発することによって二つの陰極版(横:5.0cm、縦:2.5cm)を 2cm 間隔設置し、陰極版の間にの繊維を集積し、配向性を持つ三次元構造の薄膜をスキャフ
ォルドとして形成した。
2.2 r.f.plasma CVD 法による Scaffold 繊維表面への a-C:H
被膜
作製した繊維性スキャフォルドに、高周波プラズマ
CVD(Chemical Vapor Deposition)法を用いて a-C:H:N 膜を成膜した。成膜は原料ガスに CH4 と N2 を使用し、ガス流量
30[cc/min]、電力 100[W]、ガス圧力 100[Pa]、成膜時間 5[min]の条件で成膜した。なお、原料ガスの N2 ドープ量は総流量の 0%と 60[%]とした。物性評価は、走査型電子顕微鏡(SEM)による表面形状の観察を行った。

― 425 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）RF Energy [W]Nitrogen GasPercentage
Gas Flow Rate[sccm]
Gas Pressure[Pa]Coating Time [min]1000%,20%,40%60%,80%
30
100
5

Table 1. DLC Coating Conditions

2.3 細胞培養と挙動観察
本研究では、評価対象とした細胞にはマウス由来の繊維芽細胞株である NIH-3T3 を用いた。比較するためのコント
ロールとして、成膜なしの同一のディッシュを用いた。細
胞培養環境を下記表に示す。ディッシュはインキュベータ
ー内に専用のカメラ付き顕微鏡を設置する、３日間のタイ
ムラプス画像を撮影した。

Cell
Cell Medium

NIH-3T3
D-MEM (High glucose)+10%FBSAir
5% CO2in air
Culture Concentration
X0 = 0.5×104 cells/cm2
Culture Time
3 daysTable 2 Cell culture conditions
2.4 画像処理
細胞挙動の時間変化に関するパラメータを定量化にする
ため細胞増殖、ファイバ上の存在細胞の接触率、細胞の移動速度の計算を画像処理で行う。テンプレートマッチング
で移動後の細胞のおよその位置を求め、その後二値化と重心位置導出により、改めて正しい細胞中心位置を求める。
これをタイムラプス画像の任意のフレームすべてにおいて行い、求めた細胞の座標位置から速度を導出する。
3. 結果
細胞培養と挙動観察
Coating Condition
Non-Coating
0%
20%
40%

60%

80%

4. 考察と結論
成膜なしの条件でのファイバ上の細胞の平均速度は1.33x10-3±0.06(10-3μm/s)、最も細胞の動きが遅いとコーテ
ィング窒素比 20%の平均速度、1.97x10-3±0.02(10-3μm/s) 最も細胞の動きが早いと分かった。成膜なしは表面粗さが細かく、細胞接着性が落ちて細胞がひっかかりにくい可能性が考えられた。コーティング窒素比 60%コーティングされた繊維性スキャフォルドにおいて、最も細胞がファイバ上に選択的に移動した。
DLC コーティングの表面の粗さが細胞伸展長に近く、伸びた先でファイバに接着することで、高速に移動するのではないかと考えられた。DLC コーティングスキャフォル
ドと本ソフトウエアを用いることで様々な細胞の挙動が精緻に解析が可能であることが示唆された。従って、培養細胞群における個別の細胞の移動速度を定量的に導出するソ
フトウエアを開発した。
5．参考文献(1) 大島宣雄:[入門 医工学]，サイエンス社，p-172，2008(2) 上岡なぎさ 他：ヒト三次元培養皮膚への遺伝子導入法の確立と表皮分化へのCキナーゼの関与, 昭和医学会雑誌,
2011(3) Chen Liu：The effect of the fibre orientation of electrospun
scaffolds on the matrix production of rabbit annulus
fibrous-derived stem cells, Bone Research 3, article number:
15012(2015)(4) 平栗健二，尾関和秀，大越康晴，中村挙子，小松直 樹，
長谷部光泉，鈴木哲也，炭素系材料の将来予測 -2050 年に向けて，NEW DIAMOND vol. 100，pp. 70-73，2011.
(5) 大竹尚登監修，DLC の応用技術，シーエムシー出版
2007

Moving Speed in 200 min (10-3μm/s)
1.09±0.29
1.08±0.29
1.81±0.28
0.70±0.11
2.01±0.03
1.80±0.04
1.98±0.34
2.07±0.31
1.85±0.18

1.28±0.21
1.87±0.28
1.84±0.15
1.32±0.21
1.63±0.27
1.31±0.23
1.56±0.12
1.93±0.23
1.78±0.15

Fig. 2. Fiber contact ratio against time

Table 3.Moving speed in 200m for non-coating, 0%, 20%,
40%, 60%, 80% coating― 426 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）腹膜透析排液由来細胞を用いた腹膜線維化診断法の開発
Development of diagnostic method of peritoneal fibrosis using peritoneal dialysis effluent derived
peritoneal mesothelial cells○ 安部将史（三重大）
村田智博（三重大病院）

溝口誠也（三重大）

中村文哉（三重大）

石川英二（三重大病院）

宮本啓一（三重大）

吉田利通（三重大）

堀内孝（三重大）Hitoshi ABE, Mie University; Seiya MIZOGUCHI, Mie University; Fumiya NAKAMURA, Mie University;
Keiichi MIYAMOTO, Mie University; Tomohiro MURATA, Mie University; Eiji ISHIKAWA, Mie University;
Toshimichi YOSHIDA, Mie University; Takashi HORIUCHI, Mie University;
Abstract: Fibrotic degeneration still remains as a clinical problem in peritoneal dialysis although biocompatibility of
peritoneal dialysis fluid (PDF) has been advanced. The purpose of this study was to explore fibrosis related factors
expressed on the PD effluent (PDE) derived human peritoneal mesothelial cells (PDE-HPMC) which would be expected as
predictable markers for further deterioration of the peritoneal membrane. 64.3% of PDE -HPMC showed a cobblestone-likemorphology while the rest was classified as a fibroblast-like or a mixed morphology. Compared with cobblestone-like cells,mRNA expressions of CK-18 and E-cadherin were significantly decreased in the mixed and fibroblast-like HPMCs, mRNA
expressions of Snail1, fibronectin and Tenascin-C were significantly increased. Remarkable difference in response to
10ng/mL TGF-β1 stimulation was observed between cobblestone-like HPMCs and fibroblast-like HPMCs. Fibronectin1
and collagen1 were strongly expressed on fibroblast-like HPMCs. In conclusion, cellular response of PDE-HPMCs to
TGF-β1 stimulation could be used to predict the integrity of the peritoneal membrane.
Key Words: HPMC, EMT, TGF-β1
1. 緒言
腎臓には体内の水分量、電解質バランスや pH の調整や老廃物の除去といった機能を持つ。これらの腎機能が低下
し、本来の 10%以下まで低下すると末期腎不全となる。この対症治療法の 1 つとして腹膜透析がある。腹膜透析液の生体適合性は向上しているが、腹膜線維症の発症を完全に抑制するには至っていない。本研究では、腹膜透析排液から 単 離 し た 腹 膜 透 析 排 液 由 来 中 皮 細 胞 （ PDE-HPMC,
Peritoneal Dialysis Effluent derived Human Peritoneal
Mesothelial Cell）を用いた。PDE-HPMC が上皮間葉系形質変換（Epithelial-mesenchymal transition, EMT）を引き起こし、腹膜の線維化が進行すると考えられている。本研究では、
PDE-HPMC の形態の違いによるタンパクレベルと遺伝子レベルでの発現量の比較を行い、腹膜組織の EMT 及び線
維化関連因子を探索することを目的とした。
2. 方法
2.1 PDE-HPMC の単離方法と培養
腹膜透析排液をボトルに 400mL ずつ分注し、800rpm で遠心分離を行う。単離した細胞は位相差顕微鏡で細胞数をカウントし、25cm2 フラスコに播種した後、M199, 10%FBSで培養しコンフルエントまで培養した。継代を行う前に細胞形態を、玉石状、混合、線維芽様のどのグループに属す
るかを判断した。実験に用いた細胞は、単離後の細胞をPassage 0 とし、Passage 2 までを用いた。
2.2 免疫蛍光染色
腹膜透析排液より単離した細胞が中皮細胞であることを判断するために、上皮細胞において発現される
Cytokeratin18（CK-18）の免疫蛍光染色を行った。

2.3 遺伝子発現解析
形態の分類を行った PDE-HPMC を用いて、遺伝子発現の解析を行った。目的遺伝子として、EMT（Epithelial to
Mesenchymal transition ） マ ー カ ー と し て CK-18 、 E-cad（E-cadherin）、SN1（ Snail1）、α-SMA（Smooth Muscle Actin）、
細胞成長因子として TGF-β1（ Transforming Growth Factor）、bFGF （ basic Fibroblast Growth Factor ） 、 PDGF
（Platelet-Derived Growth Factor）、CTGF（Connective Tissue
Growth Factor）、線維化マーカーとして FN1（ Fibronectin1）、
Coll-Ⅰ（Collagen1）、TNC（Tenascin-C）を用いた。
また培地 M199, 10ng/mL TGF-β1 を PDE-HPMC に曝露し、細胞形態別での応答性の違いを解析した。曝露時間は 3, 6,
24, 72 時間行った。目的遺伝子は SN1・TGF-β1・FN1・Coll-1
を用いた。
3. 結果
顕微鏡による形態観察により、PDE-HPMC を 3 群に分類した。また CK-18 の染色を行い中皮細胞の確認を行った。
3 群全てにおいて、CK-18 が陽性であり、陽性率に有意な差は得られなかった。しかし免疫蛍光染色の発現強度は、玉石状群に比べて線維芽様群の方が低発現であった（患者数 10 名/玉石状、5 名/混合群と線維芽様）。(Fig.1)
玉石状の細胞と比較して混合群及び線維芽様の細胞では、上皮系因子である E-cad の mRNA は有意な発現低下、EMT マーカである SN1 の mRNA の発現は有意な増加（*P<0.05）がみられた。また線維化因子である CTGF、
Coll-I、FN1、TNC の mRNA の発現増加傾向、特に FN1 とTNC で有意な増加（**P<0,01）が認められた（患者数 7名/玉石状、7 名/混合群、７名/線維芽様）。(Fig.2)― 427 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.1 Immunofluorescent staining ofmorphological evaluation of PDE-HPMC.

CK-18

and

Fig.3 Response of PDE-HPMCs to TGF-β1の発現量は、本来の形態である玉石状 PDE-HPMC と変わらない。そのため TGF-β1 以外の因子による EMT 及び線維化の存在が示唆された。
CTGF は TGF-β1 の下流に存在すると報告があり、TGF-β1と相互作用し、Collagen や Fibronectin の発現を促進する働きがある (1)。また高濃度グルコースが原因とされる終末糖化産物による CTGF の産生(2)、TGF-β1 を介さずに Collagen
や Fibronectin を産生する経路 (3) が報告されている。また
CTGF は MAPK である ERK・JNK・p-38 を介し、Snail1 の発現する。転写因子である Snail1 は E-cadherin の発現を抑制し、細胞の EMT に重要な役割を果たす (4)。
5. 結論
腹膜透析排液由来細胞の CK-18、E-cad、SN1 の mRNA
が腹膜中皮細胞の形質変換を、また Coll-I、FN1、TNC が線維化を表すことが示唆された。さらに腹膜線維化の重要な因子の 1 つとして CTGF の重要性が明らかとなった。
Fig.2 mRNA expression by PDE-HPMC morpholody
10ng/mL TGF-β1 を含む M199 培地にて、3、6、24、72
時間インキュベートすると、玉石状 HPMC に比べて混合群、線維芽様 HPMC の遺伝子の発現量は増加しており、
72 時間後では FN1 では玉石状 HPMC の 2 倍、Coll-I では 5倍の発現量が見られた。一方、TGF-β1 の mRNA の発現量は、玉石状と線維芽様 HPMC において同程度だった。玉石状 HPMC と比較して、線維芽様 HPMC において TGF-β1に対する応答性が高く、線維芽様に形質変換した HPMC
が組織の線維化の主な因子であることが示唆された（患者数 3 名/玉石状、3 名/混合群、3 名/線維芽様）。(Fig.3)

4. 考察
一般的に細胞の EMT 及び組織の線維化には TGF-β1 が関与しており、EMT を引き起こした細胞において TGF-β1 が高発現することが報告されている (1)。しかし、本研究の結果より、EMT を起こした線維芽様 PDE-HPMC の TGF-β1

6. 参考文献(1) W. Qi, S. Twigg, Integrated actions of transforming
growth factor-β1 and connective tissue growth factor in
renal fibrosis, J Am Physiol Renal Physiol 288 (2005), pp.
800-809(2) Josephine M. Forbes, Mark E. Cooper, Role of advanced
glycation end products in diabetic nephropathy, J Am Soc
Nephrol 14 (2003), pp. 254-258(3) Suzanne Lam, Nicole A.M, Glucose-induced fibronectinand collagen type III expression in renal fibroblasts canoccur independent of TGF-β1, Kidney International, Vol.
63 (2003), pp. 878-888.
(4) Alexandria M Haslehurst, Madhuri Koti, EMTtranscription factors snail and slug directly contribute tocisplatin resistance in ovarian cancer, Haslehurst et al.
BMC Cancer (2012).

― 428 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）培養骨格筋を用いた温熱ストレス評価法の開発
高木㻌 空，中村友浩，藤里俊哉
大阪工業大学大学院㻌 工学研究科㻌 生体医工学専攻
Shunya TAKAGI, Tomohiro NAKAMURA and Toshia FUJISATO

2．方法
2.1㻌 細胞培養
マ ウ ス 横 紋 筋 由 来 株 化 細 胞 (C2C12 細 胞 , European
Collection of cell culture)を使用した。100mmコラーゲンコー
トデッシュに5,000cells/cm2の密度でC2C12細胞を播種し、増殖培地(Growth Medium (GM): 10%ウシ胎児血清及び1%抗生 物 質 を 含 む High-glucose Dulbecco’s modified Eagle’s
medium (HG-DMEM))で培養した。その後、37℃, 5%CO2,
95%大気, 湿度100%の環境下でサブコンフルエント状態になるまで培養した。
2.2㻌 培養骨格筋の作製
細胞を除去し、脱エラスチン線維化したブタ大動脈壁を円状に切り抜いて人工腱組織を作製した。また、 Cellmatrix
Type I-A(新田ゼラチン)からなるコラーゲンゲル溶液に、
C2C12を1.0×107cells/mlの濃度になるように懸濁した。間隔を空けて配置した2つの人工腱の間に均一になるようにコラー
ゲンゲル溶液を100µl播種し、30分間37℃、5%CO2、95%大気、湿度100%の環境下でゲル化させ、培養筋を作製した。
2.3㻌 培養骨格筋の培養
培養筋作製 後、 2日間 GMに て静置培養し 、分化培地(Differentiation Medium (DM): 7%ウシ胎児血清及び1%抗生 物 質 を 含 む High-glucose Dulbecco’s modified Eagle’s
medium (HG-DMEM))に交換後、37℃、5%CO2、95%大気、湿度100%の環境下で1～3週間培養した。なお、培地は2日毎に交換した。
2.4㻌 分化初期段階における温熱ストレス作製した培養筋を分化誘導開始直 後から12～24 時間

39℃の環境下に移し温熱ストレスを与えた。その後37℃に戻して分化誘導開始から7日目になるように培養し、等尺性収縮力を測定した。
2.5㻌 直接収縮力に影響を及ぼす温熱ストレス
培養終了直前の12～48時間に39℃の温熱ストレスを与え、等尺性収縮力を測定した。なお、培養期間は分化誘導開始
からそれぞれ7、14日目になるように培養した。
2.6㻌 温熱ストレスの後の影響
2.5の培養骨格筋を37℃環境下に戻して7日間培養を継続し、等尺性収縮力を測定した。
2.7㻌 等尺性収縮力測定
所定期間の培養終了直後、定格容量50mNの荷重センサ(LVS-5G, 共和電業)と微動ステージを用いた自作の収縮力測定装置に、白金平板電極間に培養骨格筋の長軸方向を挟み込むように取り付けた。長さを調節して荷重の変化が安定するまで静置した後、培養液に1.1V/mm、パルス幅20msecの単発電気パルス刺激を印加し、培養骨格筋に惹起された
等尺性収縮力を測定した。電気刺激の信号源としては
Function generator (WF1974, NF回路ブロック設計)を使用し、高速電力増幅器(HAS-4101, NF回路ブロック設計)により増幅した。荷重センサによって得られた信号は、動歪みアンプ(DPM-711B, 共和電業)及びデータロガー(PCD-320A, 共和電業)を介し、500Hzのサンプリング周波数でデジタル化した。
3．結果
3.1 分化初期段階における温熱ストレス
培養骨格筋を分化誘導開始直から12～24時間39℃の環境下に移し温熱ストレスを与えた後、37℃に戻して分化誘導
開始から7日目になるように培養し、等尺性収縮力を測定した
ところ、温熱ストレスを与える時間が長い程収縮力が低下した(Fig.1)。

― 429 ―

140
等尺性収縮力 (µN)

1．緒論
骨格筋は体温調節に大きな役割を果たしており、人体に必要な熱量の約半分を発生しているとされる。そのため、骨格筋に対する外部からの温度変化（温熱ストレス）の影響は、
古くから検討されてきた。これまでに収縮力の低下3)あるいは
増加4) など、筋収縮力への直接的な影響の他、筋細胞の増殖1)や分化2)など、筋構築への影響などが報告されており、これらは加えられる熱の強度と期間によって影響されることも知られている。しかしながら、筋肉の収縮機能に対する温熱スト
レスの影響については、未だ不明瞭な点も多い。その要因としては、生体を用いた検討では、筋のみならず血流量やホルモンなどへも影響を与えることから、筋肉への純粋な影響を評価することが困難であることが挙げられる。また、培養細胞を用いた検討では、収縮力を直接測定することすら容易でない。
我々は、三次元的に構築した培養骨格筋を用い、筋収縮特性を測定できるモデルを作製している5) 。本研究では、筋組織への直接的な温熱ストレスの影響を評価すべく、培養筋の収縮力に対する温熱ストレスの影響を、以下の3条件に分けて検討した。1.分化初期段階に温熱ストレスを与える事で起こる収縮力の変化、2.温熱ストレスが収縮力に与える直接的な影響、そして、3.2の後に通常体温に戻して培養を継続する事で起こる影響、である。これらから温熱ストレスが培養筋の収縮特性に及ぼす効能を評価することで、温熱ストレス評価法としての有用性を検討した。

120
100
80
60
40
20
0

1W

12h(39℃) 24h(39℃) 48h(39℃)

Fig.1 分化初期段階における温熱ストレスの影響

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.2 直接収縮力に影響を及ぼす温熱ストレス
培養終了直前の24～48時間に39℃の温熱ストレスを与え、等尺性収縮力を測定したところ、培養1W・2W共に温熱ストレスを与えことで収縮力が低下した(Fig.2)。

等尺性収縮力 (µN)

300
250

CONTROL
温熱(24h-39℃)
温熱(48h-39℃)

200
150
100
50
0

1W

2W

Fig.2 直接収縮力に対する温熱ストレスの影響
3.3 温熱ストレスの後の影響
培養1Wから2Wの培養筋において、温熱ストレスを与えた
直後の等尺性収縮力と、温熱ストレスを与えた後に培養して等尺性収縮力を測定したものを比較した。その結果、温熱ス
トレス24・48時間共に収縮力が増加した。
また、培養3Wから4Wの培養筋で、温熱ストレスを与えた
直後の等尺性収縮力と、温熱ストレスを与えた後に培養して等尺性収縮力を測定したものを比較した。その結果、温熱ス
トレス24・48時間共に収縮力が増加した。

4． 考察
分化誘導後すぐに温熱ストレスを与えて培養した結果、温熱ストレスを与える時間が長い程収縮力が低下した(Fig.1)。
これは、分化誘導開始直後に与えた温熱ストレスが増殖1)・分化2) 両方に影響を与えたが、増殖期から分化期への移行が抑制されたため、分化・融合が未熟になり、収縮機構の構築が遅れることで収縮力が弱くなったと考えられる。
一方、直接収縮力に影響を及ぼす温熱ストレスの結果では、培養1W・2W共に温熱ストレスを与えたものは収縮力が低下した(Fig.2)。こちらも温熱ストレスにより分化に影響を与えたが、温熱ストレスを与えた後の1、2日間の短い期間に行われる分化促進効果では収縮機構に対する影響は少なく、収縮機能によるものだと考えられる。
温熱ストレスの後の影響の結果から、温熱ストレスを与えた直後は収縮力の低下がみられるが、その後培養する事によってコントロールの培養筋と同等もしくはそれ以上に収縮力が増加した(Fig.3, Fig.4)。この現象は以下の2つの理由が考えられる。すなわち、1.収縮力が低下したが培養により収縮力が回復した、2.収縮力が低下した後に収縮力が増加した、である。1は筋疲労のような動態であり、収縮力の低下は一過的なもので回復するが、2は温度上昇により培養筋が損傷を起こす事で収縮力の低下が起きた後に、温熱ストレスによる分化・成熟が増進する事で収縮力の増加が起きたと説明できる。この収縮力の低下と収縮力の回復については、さらに検討を進める必要がある。
以上、本研究から、培養骨格筋を用いることで、温熱ストレスが筋肉の収縮機能に与える純粋な影響が評価し得ることが示唆された。

等尺性収縮力 (µN)

1)
450
400
350
300
250
200
150
100
50
0

1W+1W
温熱(24h-39℃)+1W

2)

温熱(48h-39℃)+1W

3)

1W

2W

4)

等尺性収縮力 (µN)

Fig.3 温熱ストレスの後の影響(1W, 2W)

1600
1400
1200
1000
800
600
400
200
0

2W+1W
温熱(24h-39℃)+1W
温熱(48h-39℃)+1W

2W

5)

3W

Fig.4 温熱ストレスの後の影響(2W, 3W)― 430 ―

5． 参考文献
Uehara K1, Goto K, Kobayashi T, Kojima A, Akema T,
Sugiura T, Yamada S, Ohira Y, Yoshioka T, Aoki H.:
Heat-stress enhances proliferative potential in rat soleus
muscle. Jpn J Physiol. 2004 Jun;54(3):263-71.
Yamaguchi T1, Suzuki T, Arai H, Tanabe S, Atomi Y.:
Continuous mild heat stress induces differentiation of
mammalian myoblasts, shifting fiber type from fast to
slow. Am J Physiol Cell Physiol. 2010
Jan;298(1):C140-8. doi: 10.1152/ajpcell.00050.2009.
Epub 2009 Jul 15.
Naito H1, Powers SK, Demirel HA, Sugiura T, Dodd SL,
Aoki J.: Heat stress attenuates skeletal muscle atrophy inhindlimb-unweighted rats. J Appl Physiol (1985). 2000
Jan;88(1):359-63.
Goto K1, Oda H, Kondo H, Igaki M, Suzuki A, Tsuchiya
S, Murase T, Hase T, Fujiya H, Matsumoto I, Naito H,
Sugiura T, Ohira Y, Yoshioka T.: Responses of muscle
mass, strength and gene transcripts to long-term heatstress in healthy human subjects. Eur J Appl Physiol.
2011 Jan;111(1):17-27. doi: 10.1007/s00421-010-1617-1.
Epub 2010 Aug 28.
Nakamura T1, Takagi S2, Kamon T3, Yamasaki KI4,
Fujisato T5.: Development and evaluation of a removabletissue-engineered muscle with artificial tendons. J Biosci
Bioeng. 2017 Feb;123(2):265-271. doi:
10.1016/j.jbiosc.2016.08.003. Epub 2016 Sep 9.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）脱細胞化スライス脳への神経細胞播種法の検討○木村剛（医科歯科大）, 中村奈緒子（芝浦工大）, 橋本良秀（医科歯科大）,小田原あおい（東北工大）, 鈴木郁郎（東北工大）,岸田晶夫（医科歯科大）Tsuyoshi KIMURA, Naoko NAKAMURA, Yoshihide HASHIMOTO, Aoi ODAWARA, Ikuro SUZUKI, Akio KISHIDA,
Tokyo Medical and Dental Univ., Tohoku Inst. Tech.
1. 緒言
神経機能解明や神経疾患機序の解明などの神経科学では、
神経細胞の in vitro 培養技術が進展し、多くの知見が得られている。近年、生体に近い環境である 3 次元的培養方法に関する研究が活発に行われており、従来の 2 次元培養と異なる形態や分化等の細胞機能を示すなどの新たな知見が得られ始めている。3 次元的培養方法としては、発生学に基づいた幹細胞からのオルガノイド形成と組織工学に基づく
細胞足場培養がある。いずれも一長一短であり、発展途上の段階であるが、3 次元培養における特徴は、細胞を支持する細胞外基質(ECM)が細胞挙動に大きく寄与している点にある。
細胞足場培養においては、ECM 成分からなるゲルやスポンジなどの人工合成マトリクス基材を用いた研究主流であるが、最近、新しい ECM マトリクス足場として、生体組
織から細胞成分を除去した脱細胞化組織が注目されている。
生体組織構造や多種類の ECM 成分を有している等の特徴がある。脱細胞化組織の調製方法は、界面活性剤を用いた方法が多いが、脳は領域ごとに細胞種や細胞機能が異なる
ため、単一成分の ECM だけでなく構造や組成に着目する必要がある。そこで、我々は、構造維持に優れた脱細胞化法である高静水圧(HHP)印加法の脳への応用を検討した。
本研究では、薄切化した脱細胞化脳にラット胎児由来脳細胞を導入し、in vitro 脳組織再構築を目的として、神経細胞によるネットワーク形成の好適条件を検討した。

Fig. 1

DNase I・MgCl2 含有生理食塩水で 4℃にて 7 日間浸漬後、80 % エタノール含有生理食塩水に 4℃に 3 日間、クエン酸ナトリウムバッファーに 4℃に 3 日間浸漬させた。
2-3. 組織学的評価
未処理および脱細胞化薄切脳を 10 %中性緩衝ホルマリン液で固定し、ヘマトキシリン-エオジン(H-E)染色し、光学顕微鏡により観察した。
2-4. 残存 DNA 定量
凍結乾燥した未処理および脱細胞化薄切脳に組織溶解液を添加し、55℃にて 24 時間組織分解させた。フェノール/クロロホルム法によりゲノム DNA を抽出し、エタノール
沈殿後、紫外-可視分光光度計を用いて 260 nm の吸光度を測定、DNA 量を算出した。
2-5. ラット胎児由来脳細胞の採集
Wistar rat (female, 18-days-old)を購入し、腹腔内から胎児を摘出した。胎児から脳を摘出後、細胞を採集した。
2-6. ラット胎児由来脳細胞の播種
HHP 処理脳断面上でラット初代神経細胞の培養実験を行った。培地として 2% B-27 Supplement、0.5mM L-glutamine、
100 U/ml penicillin、100 μg/ml streptomycin 含有 MACS®
Neurobasal Medium(Miltenyi Biotec)を調製後、4 つの条件を設定した(Tab.1)。HHP 処理薄切脳を PBS 中に静置し、ラミニン(L2020、Wako)を添加して 37℃にて 2 時間浸漬させた。
上述の 4 種類の培地中にそれぞれ薄切脳を静置し、ラミニ
ン ( 同 上 ) を 添 加 し て 37 ℃ に て 2 時 間 浸 漬 さ せ た 。
1.0x105-4.0x106 cells/sample のラット胎児由来脳細胞を播種し、7-21 日間培養した。

Tab. 1 Medium condition and its constituents.
A

B

C

D

10% FBS

○

○

―

―

10% Condition medium

○

―

○

―*

Figure caption

2. 実験
2-1. 脳の採取
Wistar rat (male, 0.2-0.22 kg weight, 9-weeks-old)を三協ラ
ボサービス株式会社より購入し、ソムノペンチル麻酔後に頸動脈切開により安楽死させた。脳を摘出し、4 ℃にて 80%
エタノール含有生理食塩水中に保存した。
2-2. 脱細胞化脳の調製
大脳を 1~2mm 厚の冠状断にスライスし薄切脳を調製した。
その後高静水圧印加装置 Dr. CHEF ((株)神戸製鋼所)を用い、10℃にて 1,000MPa の高静水圧印加処理を 10 分間行った。

* Medium exchange : ○2-7. 免疫組織化学染色所 定 時 間 培 養 し た 各 HHP 処 理 薄 切 脳 を 、 Rat
Anti--tubulin 、Rat Anti-GFAP、Alexa488 goat anti mouse IgG
および Alexa546 goat anti rabbit IgG、にて染色し、蛍光顕微
鏡観察を行った。

― 431 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 結果と考察
HHP 処理脳は形態を維持していた。H-E 染色より、HHP
処理脳では、脱細胞化後の組織構造の崩壊は認められなかった(Fig. 1)。全ての脱細胞化脳で DNA 量は減少し、約 15%の残存量を示した。
ラット胎児由来脳細胞は、神経幹細胞、神経細胞、アス
トロサイト等が混合した細胞であり、培養条件にて細胞の基材への接着、増殖、神経ネットワーク形成が異なる。ラット胎児から採取した神経細胞を、TCPS および HHP 処理
薄切脳に播種し、種々の条件にて細胞培養を行った。培養条件として、(1)培養期間、(2)培地への FBS およびコンディションメディウムの添加の有無、(3)細胞播種密度、(4)細胞の会合(クラスター)および分散(シングル)状態を様々に設定し、脱細胞化脳上での神経細胞の接着、増殖、ネッ
トワーク構築を検討した。
(1)培養期間については、7、21 日での TCPS および脱細胞化脳上の比較を行った。TCPS では、7 日で神経細胞は接着、増殖し、神経ネットワークが形成されており、21 日にはネットワークの拡張および神経軸索径の増大に示される神経細胞の成熟が観察された。一方の脱細胞化脳では、7日では細胞はほぼ接着せず、21 日にて接着、増殖、ネット
ワーク形成が観察された。また、脱細胞化脳上では海馬や髄質に比べ新皮質領域にて細胞接着性が有意に高かった。
これらの結果から、培養 21 日間かつ新皮質上での細胞接着、増殖、ネットワーク形成を詳細に検討した。
(2)FBS およびコンディションメディウムの有無について、10%FBS と 10%コンディションメディウムの組み合わせで培養を行い、蛍光免疫染色後に共焦点顕微鏡にて観察した。FBS 不含有条件では、細胞はほぼ観察されなかった。
一方、FBS 含有条件では、神経細胞とアストロサイトの接着、および神経細胞の軸索伸展が観察され、FBS が脱細胞化脳上での神経細胞の培養における必要因子であることがわかった。
(3)細胞播種密度について、0.1x106、1.0x106、4.0x106
cells/sample の低、中、高密度の条件を比較した。低密度の細胞播種では、細胞の接着は観察されず、密度の増加に伴い細胞接着が示された。中密度では、アストロサイトが接着、伸展し、アストロサイト間の接合も観察された。また、神経細胞の軸索伸展も観察された。高密度では、中密度に比して、接着、伸展したアストロサイトの数は増加し、神経細胞の密度および軸索の増加も示された。特に、多数の細胞が会合したクラスター状態が観察され、クラスターから展開したと思われる細胞同士の接合も示された(Fig. 2)。
(4)神経細胞の採集時において、細胞がある程度会合した
クラスター状態と、細胞ごとに独立したシングル状態で調製し、脱細胞化脳上での細胞挙動の違いを検討した。前述のクラスター状態播種に比して、シングル状態播種では、比較的均一に接着、伸展したアストロサイトが観察された。
また、局所的ではない、拡がりのある神経細胞のネットワーク形成が観察された（Fig. 3）。
以上より、FBS 存在下、高密度、シングル状態で脳細胞を播種することで、高密度かつ均質な神経ネットワークを
脱細胞化脳上で形成させることができた。しかしながら、脳組織を類似した神経ネットワークを形成するには至らなかった。すなわち、当初では、in vivo での脱細胞化組織の移植において、異所性においても移植した脱細胞化組織に応じた組織再構築(例えば、骨髄の皮下移植時に皮下での骨髄再構築などがなされるため、脱細胞化脳が有する脳特有の構造を反映した神経ネットワークを形成し、また脱細胞化脳の内部へ細胞が浸潤すると期待していたが、結果は大きく異なった。この in vivo と in vitro 反応の相違については、今後も検討すべき課題と言える。

Fig. 1. (Left) untreated sliced brain and (right) HHP
decellularized sliced brain.

Fig. 2. Photographs of immune stained neural primary cells on
the HHP decellularized sliced brains. The neural primary cells
were seeded with “cluster state” at (a)1.0x105, (b) 1.0x106 and(c) 4.0x106 cells and cultured for 21 days. Scale bar: 100 µm.
Blue: nucleus, Green: Neuron, Red: Astrocyte.

Fig. 3. Photographs of immune stained neural primary cells on
the HHP decellularized sliced brains. The neural primary cells
were seeded with “dispersion state” at 4.0x106 cells andcultured for 21 days. Scale bar: 100 µm. Blue: nucleus, Green:
Neuron, Red: Astrocyte.

謝辞
本研究の一部は、医歯工連携による医療イノベーション
創出事業、生体医歯工学共同研究拠点、ライフイノベーシ
ョンマテリアル創製共同研究プロジェクト、基盤研究（B）の助成を受けて行われた。

― 432 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ヒト iPSC 由来神経ネットワークの電気活動で動く
知的ロボットの開発
横井小田原

れみ＊（東北工業大学工学部電気電子工学科）

あおい（東北工業大学大学院工学研究科
東北大学
鈴木電子工学専攻，材料科学高等研究所，日本学術振興会）

郁郎（東北工業大学工学部電気電子工学科，

東北工業大学大学院工学研究科

電子工学専攻）

Development of an intelligent robot driven by electric activity of human iPSC-derived neural network
Remi Yokoi＊,( Tohoku Institute of Technology Department of Electrical and Electronic Engineering)
Aoi Odawara, (Tohoku Institute of Technology Graduate Department of Electronics,
Tohoku University AIMR,JSPS)
Ikuro Suzuki, (Tohoku Institute of Technology Department of Electrical and Electronic Engineering,Tohoku Institute of Technology Graduate Department of Electronics)
Based on the plasticity phenomenon of human iPSC-derived neurons, we aimed to create a robot to learn. The robot moves
based on the activity information of the neural network and constructed a system for feedback electric stimulation to theneural network based on the visual information of the robot (distance information to the wall). By repeatedly feeding backelectrical stimulation dependent on the distance to the wall, the activity characteristics for the stimulation of the neuralnetwork changed, and the robot successfully avoided the wall based on neural network activity. It is the first report thatcreates an intelligent robot that operates in a cultured human nerve network.
キーワード：ヒト iPS 細胞由来ニューロン，自律型ロボット，ニューロロボティクス，学習，フィードバック，電気刺激(Keywords: Human iPSC derived neurons, Autonomous robot, Neuro-robotics Learning, Feedback, Electricalstimulation)

1.

初めに

とでヒト脳回路における記憶・学習の原理の理解に

我々は，記憶・学習などの高次脳機能に関与する神

つながる可能性があると考えた．本研究は，ロボッ

経ネットワークの可塑性現象（LTP/LTD 現象）がヒ

トからの外部情報を電気刺激として入力し，ヒトト iPSC 由来ニューロンにおいても見られることを

iPSC 由来神経ネットワークの自発活動を変化させ，電気刺激実験により報告している(1)．また，ラット

その変化に基づいてロボットを動作させるフィードの培養神経細胞とロボットを接続し，電気刺激の前バックループにより，神経動に基づいて学習する知後で神経ネットワーク活動が変化することによって，能ロボットの創生を目的とした．

ロボットの動作が変化するという研究報告がある(2-5)．これらのことから，電気刺激によるヒト iPSC

2.

由来神経ネットワークの可塑現象を利用したロボッ〈2･1〉 ヒト iPSC 由来神経ネットワークの培養方法

ト制御が可能で，さらに，ロボットの動作変化の過MEA 基板上にヒト iPSC 由来大脳皮質ニューロ

程で見られる神経ネットワークの特性を解析するこン(Xcell)を 3.0×105 cells/cm2 程度の密度で培養し，― 433 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.

培養 17 週に電気刺激計測を行った．

結果と考察〈3･1〉 ヒト iPSC 由来神経ネットワークの培養
MEA 上にヒト iPSC 由来ニューロンを培養し結〈2･2〉 活動電位計測及び刺激計測
神経ネットワークに入力する電気刺激は，30μAのパルスを 10ms 間隔で 5 発を 1train とし，刺激の果，凝集することなく神経ネットワークが長期間培養されている様子が確認された(Fig.2)．

train 数が 2train を 1 セットとする場合から 20train
を 1 セットする場合を設定し，それぞれの刺激セッ

AB

トを 20 秒間隔で 10 セット与えた(Fig.1A)．その後の自発活動の変化を評価した．波形データは MEA
システム(MED64-basic ; Alpha Med Scientific)で記録した．解析は，電気刺激中の発火頻度の変化と，刺激後の自発活動の変化を解析した．解析は，刺激

Fig.2 ヒト iPSC 由来神経ネットワークの培養

1 sec 後から次の刺激入力までの間及び，刺激後 10(A)MEA 基盤．(B)免疫化学染色画像．

min を対象とした．
〈3･2〉 活動電位計測及び刺激計測
刺激の train 数を 2~20train の間で検討した結果，〈2･3〉 ロボットの作製
壁までの距離を検知するために赤外線センサーを刺激中の自発活動は train 数の増加と共に弱まって組み込み，内部には神経活動データを処理するためいった．しかし，10train 以降は顕著な変化は見られのマイコンを搭載したロボットを作製した(Fig 1B)．

なかった(Fig.3A)．また，2train の電気刺激直後の自発活動のばらつきは 2,4,6…16,18,20train の刺激〈2･4〉フィードバック刺激を 10 セットずつ入力することによって顕著に減少

神経ネットワークの 1 sec ごとの発火数に対応した

した(Fig.3B)．さらに，刺激後の自発活動には刺激間速度でロボットが走行し，ロボットと壁までの距離隔と相似した発火リズムの刷り込みが観察されたに応じた三段階の強度の電気刺激を神経ネットワー(Fig.3C)．

クにフィードバックするシステムを構築した(Fig.1C).このシステムにより，ヒト神経ネットワー
クに壁を学習させ，ロボットに壁を回避させること
を試みた．

B

A
2train1train
30μA
10ms

1sec

C
Fig.3 活動電位計測及び刺激計測(A)刺激 train 数に依存した発火頻度の変化．
Fig.1 (A)電気刺激パターン．(B)作製したロボッ(B)2train 刺激後の発火頻度のばらつき．

ト．(C)フィードバックシステム．

(C)電気刺激前後の自発活動．

― 434 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）文〈3･4〉フィードバック刺激
神経ネットワークとロボットを接続し，構築したフィードバックシステムを用いてロボットを壁に向かって走行させた．フィードバック刺激強度は刺激
1 を 2train，刺激 2 を 6train，刺激 3 を 10train とした．また，ロボットは 5 sec 間の神経ネットワー
ク活動のばらつきが 50 以下になると旋回するように設定した．60 回のフィードバック実験を行い，最初の 10 回と最後の 10 回におけるロボットの挙動を比較した．その結果，最初の 10 回では刺激 3 を与えたときに 20 %の確率で壁を回避した．最後の 10
回では回避する確率が 70 %に上昇，
刺激 1，
刺激 2，
刺激 3 を与えたときに壁を回避する確率は，70％の内，それぞれ 10 %，20 %，40 %であった(Fig.4)．

A

B

衝突
刺激1
刺激2
刺激3

Fig.4 ロボットが壁を回避する確率(A)1-10 回目．(B)51-60 回目．

4.

まとめ
壁までの位置を検出し，自発活動の発火頻度に応じて動くロボットを作製した．ロボットからヒト
iPSC 由来ニューロンへのフィードバック刺激により，壁を 70％の確率で回避する知能ロボットが創生できた．今回は，電気刺激後の自発活動のばらつきを指標としたが，Fig.3C で示すように，電気刺激間隔と同様な自発活動リズムが刺激後に現れる興味深い結果も得られた．今後は，刺激条件と自発活動波
形の詳細な解析を行うことで，自発活動の中に内在する記憶・学習特性の理解を進めて行きたい．

― 435 ―

献(1) Odawara A., Katoh H., Matsuda N. and Suzuki

I*. : “Induction of long-term potentiation anddepression phenomena in human induced
pluripotent
stem
cell-derived
corticalneurons.” BBRC Vol.469, No. 4, pp.856-862（2016）.
(2) Bakkum DJ, Gamblen PM, Ben-Ary G, Chao
ZC, Potter SM. : “MEART: The semi-living
artist.” ,Frontiers in Neurorobotics. 1,5. pp.110. （2007）(3) Kudoh
S.N. “DesignforInformation
Processing in Living Neuronal Networks" inEngineering Creative Design in Robotics andMechatronics.” IGI grobal. pp. 25-40. （2013）(4) Kudoh S.N., Hamada R., Minoshima W., Ito
H. “2-D mapped neuronal-activity-patterns forgenerating behaviors of Neurorobot Vitroid"
MEA Meeting 2016 conference abstract
Frontiers . pp. 1-2. （2016）(5) Takahashi H., Ysuda S., Yada Y., Kanzaki R.
“Reservoir
computingwithdissociatedneuronal culture" MEA Meeting 2016conference abstract Frontiers . pp. 1-2. （2016）

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）培養ヒト iPS 細胞由来中枢神経ネットワークに睡眠・覚醒リズムを惹起させる為の基礎検討
岡部 美穂*（東北工業大学工学部電気電子工学科）松田 直毅（東北工業大学大学院工学研究科電子工学専攻）
小田原 あおい（東北工業大学大学院工学研究科電子工学専攻 ,東北大学 高等材料科学研究所 , 日本学術振興会）
辛島 彰洋 （東北工業大学大学院工学研究科電子工学専攻）
鈴木 郁郎（東北工業大学大学院工学研究科電子工学専攻）〈2･2〉 計測 

1. はじめに睡眠-覚醒に関わる脳内神経伝達物質の濃度依存性を調べ

ヒト iPSC 由来ニューロンを用いた創薬開発への応用がるため、Rat 神経細胞および、ヒト iPS 細胞由来神経細胞

期待されている。しかし、ヒト iPS 由来ニューロンは培養に濃度 0.1 nM，1 nM、10 nM、100 nM、1 µM(5) のセロト細胞であり、必ずしも生体脳現象を再現しているとは言え

ニン、アセチルコリンをそれぞれ投与し、直後 10 分間の自ない。そこで、細胞へのアプローチが厳密にできる 2 次元

発活動の変化を調べた。

培養下で生体現象を一部再現できれば、生体を模倣した精3. 結果度の高い薬効評価が可能となると考えられる。本研究では、
生体概日リズムに着目した。生体脳の睡眠において、脳幹の〈3･1〉 セロトニン濃度依存

アミンニューロン（ノルアドレナリン・ヒスタミン・セロト

ヒト iPS 細胞由来ニューロンにセロトニンを投与した結ニン）やコリンニューロンが睡眠-覚醒状態を制御している

果、発火数は濃度依存的に減少し、１ µM(投与時に投与前こと、睡眠-覚醒状態依存的に大脳皮質内アミン・コリン濃に比べて有意差が見られた。ラット神経細胞に投与した場度が変化することが明らかとされている(1-4)。アミンやコリ合、サンプル間のバラつきが大きかったが、１ µM(投与時

ンなどの脳内化学物質によりヒト iPSC 由来ニューロンにに有意に発火数が上昇していた Fig.1 。発火数の解析にお睡眠-覚醒のリズムを惹起することができれば、生体概日リ

いては、ヒト iPS 細胞由来ニューロンと 5DW 大脳皮質ニュズムに依存したヒト神経系の薬効を in vitro で見出せる初ートンで異なる結果となった。また、ラット大脳皮質では、の評価系となる可能性がある。そこで、本研究では、脳内物

サンプル間のバラつきが大きかったのに対し、ヒト iPS 細質投与によって、睡眠・覚醒時における電気活動を模倣でき胞由来ニューロンではラットに比べバラつきは少なかっるかを検討することとした。具体的には、アセチルコリンおた。

よびセロトニン投与におけるヒト iPS 細胞由来ニューロン

Aの活動変化を調べた。比較としてラット大脳皮質細胞を用B

いて同様の実験を行った。

2. 方法〈2･1〉 培養 
MEA 基板に Rat 大脳皮質神経細胞およびヒト iPS 細胞
由 来 大 脳 皮 質 ニ ュ ー ロ ン (XCell) を そ れ ぞ れ 5.0 × 105

Fig.1 セロトニン濃度に依存した自発活動の変化

cells/cm²、3.0×10⁵ cells/cm²程度で培養した。Rat 神経細胞は培養 2 週目以降、ヒト iPS 細胞由来神経細胞は培養 5
週目以降から計測を行った。

(A)Rat 神経細胞におけるセロトニン濃度に依存した発火数。投与前（0）を 100％とした。平均±S.E.。(B) ヒト iPS 細胞由来ニューロンにおけるセロトニン濃度に依存した発火数。

― 436 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）明らかにする必要がある。

〈3･2〉 アセチルコリン濃度依存 
アセチルコリン投与直後の自発活動は Rat 神経細胞でB

A

は、投与前と比較すると発火頻度の上昇傾向が見られた
が、サンプル間のバラつきが大きく、濃度依存性も認められなかった。 (Fig.2 A)。一方、ヒト iPS 細胞ではアセチ
ルコリン投与により、1 nM までは発火頻度の上昇が見られ最大で 118%となったが、それ以降の濃度では減少し 1µM で 75％まで減少した(Fig.2 B)。
A

B
Fig.3神経伝達物質投与による同期バースト個数の変化
$ セロトニン投与時。 % アセチルコリン投与時。

A

Fig.2 アセチルコリン濃度に依存した自発活動の変化(A)Rat 神経細胞のアセチルコリン濃度依存。(B) ヒト iPS 細胞由来ニューロンのアセチルコリン濃度依。

〈3･3〉

B

セロトニンとアセチルコリンの比較

In vitro の神経ネットワーク活動の変化は同期バースト
発火の変化として現れることから、次に、同期バースト発
火の個数について解析を行った。ヒト iPS 細胞由来ニューロンにセロトニン、アセチルコリンを投与した際の同期バーストの個数は、両試薬ともに 0.1 nM で最大となった。

C

その後、セロトニンでは緩やかな減少が見られ、アセチル
コリンにおいては、1 μM 投与時において、顕著な減少が見られた(Fig.3 B)。ラット神経ネットワークは、サンプル
間のバラつきが非常に大きかった為、解析の対象外とした。

D

次に、Fig4 に示す、64 電極で得られた発火のヒストグ
ラム（Bin size:50ms）から同期バースト発火毎の最大値
ピーク値 、および最大値の時刻も基に計算した ,QWHUSHDNLQWHUYDO ,3,ピーク間隔 について解析した。セロトニンの場合、濃度に関わらず ,3, とピーク値の変動係数に有意差は見られなかった。(Fig.4,5)

E

一方、アセチルコリンの場合、濃度が高くなるにつれてピーク値のばらつきと ,3, の変動係数が大きくなり、１µM 投与において有意差が見られた(Fig.6,7)。100 nM、1µM 投与において、投与後数分間、同期バースト発火が消失し、時間と共に、同期バースト発火が生成される特徴的Fな様子が観察された。セロトニン投与においては、同期バースト発火が消失する乱れは観察されず、また、低濃度のアセチルコリン投与においては、観察されなかったこと、同期バースト発火の消失時間が 100 nM に比べ、1 µM 投
与時の方が長かったことから、アセチルコリンによるネットワーク活動の変化を捉えたものだと考えられる。より詳
細な解析により、濃度依存性を見出すと共に、作用機序を― 437 ―

Fig.4 ヒト iPS 細胞由来ニューロンにおけるセロトニン濃度に依存したラスタープロットとヒストグラム(A)Before。(B)0.1 nM。(C)1 nM。(D)10 nM。(E)100 nM。(F)1000
nM。

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

A
A

B

B

Fig.5 セロトニン濃度依存計測における IPI とピーク値の変動係数(A)セロトニン濃度依存計測における発火から発火のピーク間の時間(IPI)の変動係数。 (B) セロトニン濃度依存計測における発火のFig.7 アセチルコリン濃度依存計測における IPI とピーク値の

ピーク値の変動係数。

変動係数(A) アセチルコリン濃度依存計測における発火から発火のピー
ク間の時間(IPI)の変動係数。(B) アセチルコリン濃度依存計測

Aにおける発火のピーク値の変動係数。

4. まとめ%

本研究では、睡眠・覚醒時における脳内の電気活動の模倣を目的に、覚醒時に作用する神経伝達物質であるセロトニ
ン、レム睡眠時に特に作用する神経伝達物質であるアセチ
ルコリンを用いて、ヒト iPS 細胞由来ニューロンおよびラット大脳皮質ニューロンに対する電気活動変化の検出を試みた。

C

ヒト iPS 細胞由来ニューロンおよび Rat 大脳皮質神経細胞共に、0.1 µM セロトニン、アセチルコリン投与において、同期バースト発火の増大が見られた。但し、試薬に対する反応なのか、溶液投与による影響なのかは定かではなく、今後の検証が必要である。また、ラット神経ネットワークは薬剤D

投与前の自発活動パターンのバラつきが大きく、セロトニ
ン、アセチルコリン投与に対して、変化は示したものの、定量的なパラメータ検出には至らなかった。サンプルの調整法を検討する必要がある。ヒト iPS 細胞由来大脳皮質ニューロンにおいてはラットに比べ安定していたものの、顕著Eな濃度依存性を検出できたとは言えない。セロトニン、アセ
チルコリンに反応する受容体の発現とその量を確認する必要があると共に、投与濃度を再検討する必要がある。ただし、アセチルコリン投与で見られた同期バースト発火の消失と再リズム化の現象は興味深く、その作用メカニズムをF明らかにする予定である。
今回の実験では、セロトニンとアセチルコリンに着目したが、より生体における覚醒時に近い状態を模倣するため

Fig.6 ヒト iPS 細胞由来ニューロンにおけるアセチルコリン濃にヒスタミンやノルアドレナリンなど複数の神経伝達物質

度に依存したラスタープロットとヒストグラム

を用いて同様の濃度依存実験を行うと共に、その組み合わ(A)Before。(B)0.1nM。(C)1nM。(D)10nM。(E)100nM。

せによる影響を調べて行く予定である。また、これらの神経(F)1000nM

伝達物質を概日リズムに合わせて投与することにより、概― 438 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）日リズムの周期の発火パターンを模倣するための長期計測を行う予定である。

文   献(１) Steriade, Mircea. "Impact of network activities on neuronalproperties in corticothalamic systems." Journal ofneurophysiology 86.1 pp1-39. (2001)(２) Lapierre, J. L., Kosenko, P. O., Lyamin, O. I., Kodama, T.,
Mukhametov, L. M., and Siegel, J. M. “Cortical acetylcholine
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homeostasis” Sleep Medicine Reviews,Volume 10, Issue 1,Pages
49–62 (2006)(５) David A. McCormick and Wang Z.” Serotonin and noradrenaline
excite GABAergic neurones of the guinea-pig and cat nucleus
reticularis thalami.” Journal of Physiology, 442,pp235-255.(1991)― 439 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）オルガノイドソーターを実現する 3 次元微小組織モデル「Cell ball」の開発
岡本 湧＊  小田原 あおい  鈴木 郁郎（東北工業大学）
ン溶液中に細胞入りコラーゲン溶液を噴出する手法を開発した．

1. はじめに〈2･4〉ゲル粒子内の細胞培養法(Cells in the ball)細胞の特性を単一細胞レベルで高速解析するフローサイトメト

ラット胎児(E18)から採取した大脳皮質初代培養細胞，ヒトグリ

リー解析法と特定の細胞を集団から分離・回収するセルソーター

オーマ細胞を使用した．ゲル粒子作製後，CO2 5%，37℃下で培養

は，生命科学分野における基礎研究，および薬剤評価を始めとするした．

創薬分野，再生医療の分野などで広く利用されている．しかしなが〈2･5〉免疫化学染色
作製したコラーゲン粒子の識別を Collagen type-1 抗体

ら，現状のフローサイトメトリー技術には，限界がある．
 一つ目は，対象となる細胞が浮遊細胞であり，シャーレから剥が(ROCKLAND)，神経細胞の識別をβ-TublinⅢ抗体(SIGMA)，グリ

すと表現型が失われダメージを受ける接着細胞への応用が困難なア細胞(アストロサイト)の識別を GFAP 抗体(CHEMICON

点である．現状，接着細胞に対する高速解析はマルチプレート解析

International, Inc.)，シナプス形成を確認する為にプレシナプスマ[1]が主に用いられている．しかし，フローサイトメトリー解析と比ーカーである Synaptophysin 抗体(MILLIPORE)，神経前駆細胞の較すると，解析後に細胞集団中の特定細胞を回収し再培養すること

識別を Nestin 抗体(Immuno-Biological Laboratories Co.Ltd.)，グは困難であり，解析により時間を要し，また試薬や培地等を大量にリオーマ細胞の識別を MsMab-1 抗体(Wako)，生細胞の識別を使用することによる実験コストの高さも解決すべき点である．以上

Calcein-AM(同仁化学研究所)および PKH(SIGMA)，細胞核の識別から，接着細胞の特性を低コストでハイスループット解析し，特定を Hoechest33258(同仁化学研究所)にて行った．3 次元蛍光画像の取得は，共焦点顕微鏡(SP-8, Leica)を用いた．

の細胞も回収できる新しい計測法の開発が求められている．
二つ目は，対象が単一細胞に限られる点である．生体組織環境を〈2･6〉Ca2+imaging

模倣した細胞ネットワークの特性をフローサイトメトリー解析でコラーゲン粒子表面および粒子内に培養した神経ネットワーク

きれば，より高次の細胞機能のハイスループット解析が可能となの機能を調べる為に，カルシウム蛍光指示薬 Oregon Greenり，生命科学分野の研究が加速することが期待される．

BAPTA - 1AM(lifetech.)を用いて Cell ball のカルシウムオシレー

この様な背景の下，本研究では，接着細胞および細胞ネットワー

ションの測定を行った．カルシウム蛍光指示薬は，NaCl 127 mM，クの機能をフローサイトメトリー解析およびソーティングできる

NaHCO3 26 mM，KCl 1.5 mM，KH2PO4 1.24 mM，MgSO4 1.4

新しい方法論および技術開発を行うこととした．具体的には，(i) 接mM，CaCl2 2.4 mM，Glucose 10 mM からなる人工脳脊髄液

着細胞および細胞ネットワークを生体分子で作製した粒子表面に(artificial cerebrospinal fluid，aCSF)を用い，37℃, 5% CO2 イン

培養する Cell ball 技術(Cells on the ball)と，(ii)3 次元生体微小環

キュベータ内で 60 分間ロードした．Cell ball の自発活動計測は境(3 次元細胞ネットワーク)をゲル粒子内に構築する Cell ball 技術

Mg2+free aCFS 溶液下で行った．観察は冷却 CCD カメラ(Luca,(Cells in the ball)を開発し，細胞をシャーレから剥がすこと無く，Andor)を備えた倒立蛍光顕微鏡(Olympus)で行った．

Cell ball のままフローサイトメトリー解析およびソーティングで〈2･7〉オンチップソーティング
従来のセルソーターでは，直径 100µm 程度の Cell ball を解析す

きる，これまでに無い細胞ネットワークのハイスループット解析・ることが難しい為，直径 150µm までソーティング可能なマイクロ分離・回収技術の開発を目的とした．

流路型セルソーター(On-chip Sort, On-chip biotech.)を用いてフ

2. 方法

ローサイトメトリー解析およびソーティングの評価を行った．

〈2･8〉平面微小多電極アレイを用いた活動電位計測

〈2･1〉エマルション法を用いたコラーゲン粒子作製法

作製した Neuron ball の機能を電気的に評価する為に，神経細胞表面に接着細胞を培養する為のコラーゲン粒子を作製した．具体的には，流動パラフィン(Wako)中に界面活性剤である Span 20(東から発せられる活動電位を細胞外記録できる平面微小電極アレイ京化成)と Tween 20(東京化成)を混合し，Collagen Type-1 溶液と計測システムを用いた(MED64-basic, Alpha Med Scientific.)．平

水溶性カルボジイミド(EDC)を加え，エマルション法により，コラ面微小電極アレイ(MED-R515A; Alpha Med Scientific)上にーゲン粒子を作製した．1 時間攪拌後，50％v/v エタノール(Wako)

Neuron ball をマウントし，0.1Hz のローカットフィルタを用いてを加えて洗浄し，遠心分離によってコラーゲン粒子を回収した．

自発活動計測した．また，Neuron ball のシナプス機能の確認の為〈2･2〉粒子表面の細胞培養法(Cells on the ball)に，GABA-A 受容体の阻害剤である Bicuculline 10µM，AMPA 型

ラット胎児(E18)から採取した海馬初代培養細胞，ヒトグリオー

グルタミン酸受容体の阻害剤である CNQX 30µM を投与し，活動

マ細胞，ヒト iPS 細胞由来神経前駆細胞(Axol Bioscience, Xcell

変化を記録した．

Science)を CO2 5%，37℃下でコラーゲン粒子表面に培養した．

〈2･9〉ImageJ による画像解析

〈2･3〉ヘパリンを用いた細胞内包型コラーゲン粒子作製法

粒子の粒径および真円度を測定する為，位相差顕微鏡

ゲル粒子内に 3D 細胞ネットワークを構築する手法としてヘパリ(T-2000, Nikon)で撮影した画像を ImageJ で解析した．

― 440 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 〈3･1･3〉Ca2+imaging による機能評価〈2･10〉統計解析
ゲル粒子内の培養条件に依存したヒトグリオーマ細胞の増殖能

コラーゲン粒子表面に形成した神経ネットワークが機能を有しているかを調べる為に Ca2+イメージング計測を行った．培養 12 日の違いは，ANOVA 検定によって統計的有意差を評価した．

目の Cell ball を観察した結果，粒子表面上の 3 神経細胞から Ca2+

3. 結果オシレーションが観察された(Fig.2A）．輝度変化から，粒子上に培〈3･1〉
粒子表面で培養する Cell ball 作製技術 Cells on theball を用いたフローサイトメトリー解析法(方法論)の開発〈3･1･1〉コラーゲン粒子の作製

養した 3 細胞が 0.2 sec 以内で同期活動していることがわかった(Fig.2B）．同期活動はシナプス伝達によるものであることから，粒子上に機能的な神経ネットワーク形成が確認された．

エマルジョン法を用い作製したコラーゲン粒子をフィルターに通してサイズ制御を行った．フィルター前の粒径は 90.8±53.1μmであったのに対し，フィルター後は 92.6±15.5μm であった．このことから，フィルターにより特定の範囲内での ball のサイズ制御が可能であることがわかった．フィルター後の粒子を用いて，細胞培養を行った．

〈3･1･2〉細胞数および細胞種を制御した Neuron ballの作製
作製したコラーゲン粒子表面に接着細胞が培養できるかを調べる為に，ラット海馬初代培養細胞を粒子表面に播種した．粒子表面の細胞形態を評価する為に，神経細胞マーカーである β-TubulinⅢ
抗体，グリア細胞マーカーである GFAP 抗体，プレシナプスマーカ
ーである Synaptophysin，細胞核マーカーである Hoechst 33258を用いた．Fig.1A(a-c)はそれぞれ培養 3 日目，7 日目，10 日目にFig.2 Neuron ball の Ca2+ imaging 計測

細胞を固定し，免疫化学染色した 1 細胞 ball，2 細胞 ball，グリア(A)Neuron ball の位相差像と Ca2+オシレーション時の蛍光画像．

細胞 ball を示しており，Fig.1B,C は培養 10 日目に固定した神経細(B)神経細胞 1～3 の Ca2+輝度の経時変化

胞とグリア細胞との共培養 ball，および ball 上でのシナプス形成を〈3･1･4〉Cell ball のオンチップソーティング

示している．免疫化学染色の結果，粒子表面を覆うように構築されCell ball をフローサイトメーターで解析・分離回収する為に，オた神経ネットワークが観察され，コラーゲン粒子表面に  細胞レベ

ンチップバイオテクノロジーズ社の On-chip Sort を用いて Cell

ルで細胞種の異なる Neuron ball が作製できることがわかった．まball ソーティングを行った．Fig.3A はヒト iPS 細胞由来神経前駆

た，Neuron ball は約 1 か月程度長期培養できることも確認された．
細胞 Cell ball のオンチップソーティングの結果を示している．ソーティング前にコラーゲン粒子を Collagen TypeⅠ 赤)と生細胞をCalcein(緑)で染色した (Fig.3A(a)) ．フローサイトメトリーの結果から，生細胞が接着した ball 群(赤丸），細胞が非接着および死細胞の ball 群(黄丸），ball に接着していない生細胞群(青丸)の 3 つの明確な分画が検出された．赤丸内の□で示した部分をソーティング
したところ，生細胞が接着した ball 群のみを回収することに成功した（Fig.3A(b,c)）．これらの結果から，Cell ball 技術は，細胞特性の評価や目的の Cell ball のみを回収できることがわかった．次に，細胞種の異なる Cell ball から任意の Cell ball のみを回収する為に，
ラット海馬初代培養細胞とヒトグリオーマ細胞 ball をそれぞれ作製した．ラット海馬初代培養細胞 ball は生細胞のマーカーである
PKH で蛍光染色を行い，ヒトグリオーマ細胞 ball は無染色のまま
Fig.1 Neuron ball(Neurons on the ball)の作製

混ぜて解析を行った(Fig.3B(a)) ．フローサイトメトリーの結果か(A)(a)1 神経細胞，(b)2 神経細胞が粒子表面に接着した様子，(c)粒ら，Neuron ball 群(赤丸)，ball に接着していない神経細胞群(黄丸)

子表面にグリア細胞が接着した様子をそれぞれ示す共焦点顕微鏡および癌細胞群(青丸)，Cancer ball 群(紫丸)の 4 つの分画を取得し，3D 画像．(B)粒子表面上に共培養された神経細胞とグリア細胞を示

Neuron ball 群のみのソーティングが確認された．
この結果により，

す共焦点顕微鏡 3D 画像．(a)Merge 画像，(b)β-tubulineⅢ画像，

複数の Cell ball から目的の Cell ball の純化が可能であることがわ(c)GFAP 画像，(d)Hoechest33258 画像．(C)粒子表面に伸展した神かった．Fig.3C は Cell ball がダメージレスに分離できているかを

経突起上にシナプスの形成を示す顕微鏡画像．(a)Merge 画像，

調べる為に，癌細胞であるヒトグリオーマ細胞 ball をソーティング(b)β-tubuline Ⅲ画像，(c)Synaptophysin 画像，(d)Hoechest33258

して再培養を行った結果である．ヒトグリオーマ細胞 ball を回収

画像．Scale bars 20μm.

後，シャーレ上へ移し，再培養を行った．培養 3 日目で増殖した細― 441 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）胞が ball からシャーレへ移動し，培養 2 週間目でコンフルエント〈3･2･1〉Neuron ball(Neurons in the ball)の作製になる様子が観察された(Fig.3C(d-g))．これらの結果より，Cell ball

ヘパリン溶液中で作製したコラーゲンゲル粒子内で細胞培養がソーティング技術は，目的細胞のみを回収して増殖させる細胞純化可能であるかを調べる為に，ラット胎児(E18)から採取したラット技術へ応用できることが示唆された．

大脳皮質初代培養細胞を用いて Cell ball を作製し，培養 3 日目に免疫化学染色を行った．ゲル内で神経突起が伸長している様子が確認された(Fig.4)また，1 ヶ月程度の長期培も確認できたことから，
ヘパリン溶液中で作製したコラーゲンゲル粒子内で細胞培養できることがわかった．本技術開発により，細胞カプセル化技術の分野においてこれまで困難であった，オイルフリーでのゲル粒子の作製
よび，粒子内に細胞培養することを可能にした．

Fig.4 Neuron ball(Neurons in the ball)の作製
ゲル粒子内の神経細胞培養を示す共焦点顕微鏡 3D 画像．(a)Merge
画像，(b)MAP2 画像，(c)Hoechest33258 画像.Scale bars 200μm.

〈3･2･2〉Neuron ball の機能評価
コラーゲンゲル粒子内に培養した神経ネットワークの機能を調べる為に Ca2+イメージング計測を行った．培養 10 日目に計測し，ゲル粒子内の神経細胞からの Ca2+オシレーションを観察した．次に，粒子内神経ネットワークに機能的なシナプスの形成を確認する
為に，GABA 受容体のアンタゴニストである Bicuculline 10μM を
Neuron ball に滴下し観察を行ったところ，多くの神経細胞から
Ca2+オシレーションが観察された(Fig.5A)．このことから，ゲル粒
子内の神経ネットワークは抑制性シナプス伝達機能を有していることが示唆された．次に，培養 23 日目の Neuron ball を平面微小電極アレイ上にマウントし，活動電位を計測した (Fig.5C)．
Bicuculline に加えて，AMPA 型グルタミン酸受容体のアンタゴニ
スト，CNQX(6-Cyano-7-nitroquinoxaline-2,3-dione)を投与し，自発活動変化を計測した．Bicuculline 投与では，発火頻度が上昇し，
CNQX 投与では，発火頻度が減少した(Fig.5C）．これらの結果から，コラーゲンゲル粒子内の神経ネットワークはグルタミン酸受容体
および GABA 受容体が機能していることがわかった．
Fig.3 Cell ball ソーティング(A)(a,b)ソーティング前後の Neuron ball 蛍光顕微鏡画像，(c)Neuron ball のフローサイトメトリー解析結果．(B)(a,b)ソーテ
ィング前後の Neuron ball&Cancer ball 蛍光顕微鏡画像，(c)Neuron ball&Cancer ball のフローサイトメトリー解析結果．
(C)(a,b)ソーティング前後の Cancer ball 蛍光顕微鏡画像，(c)Cancer ball のフローサイトメトリー解析結果．(d,e)ソーティン
グ後の Cancer ball 培養を示す蛍光および位相差顕微鏡画像，(f)ソーティング後の Cancer ball 培養の細胞増殖を示す共焦点顕微鏡
3D 画像，(g)ソーティング後の Cancer ball の断面図を示す共焦点

Fig.5 Neuron ball の機能評価

顕微鏡 3D 画像．

(A)Bicuculline 投与の Neuron ball の位相差像と Ca2+オシレーシ〈3･2〉粒子内に細胞ネットワークを培養し生体微小環境を

ョン時の蛍光画像および神経細胞 1～７の Ca2+輝度の経時変化．

模倣する新規細胞内包型 Cell ball 作製技術(Cells in the(B)平面微小多電極アレイ上にマウントした Neuron ball の位相差ball)の開発

顕微鏡画像．(C)シナプス関連薬剤による自発活動波形．

― 442 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）〈3･2･3〉ヒトグリオーマ細胞を用いた脳腫瘍モデルの作製と構成細胞種による癌増殖能の評価作製に成功した．また，作製した Cell ball とマイクロ流路型セル
ソーターを用いて，目的細胞のみの回収およびソーティング後の再癌研究では，癌細胞単独では無く，周辺細胞を含めた癌微小環境培養に成功した．接着細胞のフローサイトメトリーおよびソーティの研究に着目した．微小環境下で周辺細胞の有無における癌細胞のング技術としての応用が期待される．今後，機械的に細胞数と粒子増殖能の変化を再現することができれば，癌微小環境メカニズムのの粒径を制御することで 1 細胞レベルから数細胞レベルまでの理解や抗癌剤開発における評価への応用が期待される．ここでは，Cell ball の作製が可能となると考えられる．96well プレートなど脳腫瘍の細胞であるヒトグリオーマ細胞を対象とし，コラーゲンゲのマルチプレート解析に代わるハイスループット・低コスト解析技

ル粒子内にヒトグリオーマ細胞および脳の周辺細胞であるアスト

術として発展させたい．

ロサイトをそれぞれ単体での培養した場合と共培養した場合でグ〈4･2〉粒子内に細胞ネットワークを培養して生体微小環境

リオーマ細胞の増殖能の評価を行った．培養日数に依存してグリオを模倣する 新規細胞内包型 Cell ball 作製技術
(Cells in the ball)の開発

ーマ細胞 ball と共培養 ball 内での細胞増殖が観察され，脳腫瘍のような黒い細胞塊の形成が見られた(Fig.6A)．HE 染色から，アス

ヘパリン溶液を用いて，コラーゲンとの相互作用により界面を形

トロサイト ball，グリオーマ細胞 ball より共培養 ball のほうが，成し，オイルフリーでのコラーゲンゲル粒子を作製する技術の開発

広範囲に細胞が凝集している様子が確認された(Fig.6B)．培養 2 日に成功した．ゲル粒子内に細胞懸濁液を入れることで細胞培養に成目から 14 日目までの各 Cell ball の円周の計測を行ったところ，グ

功し，1 ヶ月程度の長期培養を確認した．また，Ca2+ imaging 計測

リオーマ細胞 ball と共培養 ball ともに培養日数に依存して顕著にや平面微小多電極アレイを用いた活動電位計測からゲル粒子内の減少し，共培養 ball が最も減少した(Fig.6C)．粒子内の細胞増殖に

神経ネットワークの機能を確認した．神経細胞のような細胞培養がよって，コラーゲン繊維が引っ張られ，粒子の円周が減少している

難しい細胞をゲル粒子内に培養できる技術はこれまで無かった．オ

ことが考えられる．培養日数毎の Cell ball 内の輝度平均値を測定

イルフリーのコラーゲンゲル粒子作製技術は他臓器の細胞にも応したところ，共培養 ball が最も減少した(Fig.6D)．輝度平均値の減用可能で再生医療や創薬モデルへの応用が多いに期待できる．粒子

少は細胞増殖による脳腫瘍のような細胞塊の増大であることが考のサイズを制御してゲル粒子を高速かつ大量に作製することがでえられる．これらの結果により，グリオーマ細胞はアストロサイト

きれば，フローサイトメトリー解析によって生体組織を模倣したサと共培養することで腫瘍形成が促されることがわかった．Cell ball

ンプルのハイスループット解析も実現できる．

技術は３次元微小環境の一部を再現の可能性が示唆された．

 癌微小環境を再現する Cell ball 作製では，構成細胞種の組み合
わせにより，癌細胞の増殖能が異なる結果が得られた．癌微小環境モデルを構築できる可能性が示唆された．今後は，免疫系の細胞種など，構成細胞種の組み合わせを自在に制御し，構成論的に癌細胞の挙動を調べると共に，創薬開発の評価モデルとしての応用展開を行いたい．

文   献

Fig.6 Cell ball 内の構成細胞種による癌増殖能の評価(A)アストロサイト，ヒトグリオーマ，共培養 ball の位相差顕微鏡
画像．Scale bars 100μm. (B)アストロサイト，ヒトグリオーマ，
共培養 ball の Z 軸断面の HE 染色画像．(C,D)培養日数に依存した各 Cell ball の円周計測および輝度変化．

4. まとめ〈4･1〉
粒子表面で細胞培養する Cell ball 作製技術(Cells on
the ball)を用いたフローサイトメトリー解析法(方法論)の開発
細胞接着が良好であるコラーゲン Type Ⅰを用いた粒子を作製
し，粒子表面で神経細胞を 1 細胞レベルで培養した Neuron ball

― 443 ―

[1] Y.Huang, C. Kao, K. Liu, H.Huang, M. Chiang, C.Soo, H.Chang,
T.Chiu, J.Chao and E.Hwang, “The effect of fluorescent
nanodiamonds on neuronal survival and morphogenesis,”
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Bead-Based Combinatorial Screening Method,” PLoS ONE,vol.9, p.e104301, 2014.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ヒト iPSC 由来末梢ニューロンを用いた抗癌剤の痛み応答評価
小田原あおい＊（東北大学, 東北工業大学, 日本学術振興会）
松田直毅, 鈴木郁郎（東北工業大学）
Aoi Odawara＊ (Tohoku University, Tohoku Institute of Technology, JSPS)
Naoki Matsuda, Ikuro Suzuki

(Tohoku Institute of Technology)

Dorsal root ganglion (DRG) sensory neurons are pain-related neurons and have a variety of sensory receptors
that are activated by chemical, thermal, and mechanical stimuli. Establishment of pharmacological assay inpain research and drug screening is important issue. In addition, human induced pluripotent stem cell(hiPSC)-derived sensory neurons may be effectively used for drug discovery and toxicity testing. The purpose ofthis study was to evaluate the physiological responses against typical pain-related molecules, temperaturechange and anti-cancer drug in cultured sensory neurons using high-throughput multi-electrode array (MEA)
system. Firstly, we confirmed human iPSC-derived sensory neurons expressed typical sensory neural marker
Nav1.7, TRPV1, and TRPA1 using immunostaining. Next, we detected the physiological responses totemperature change, capsaicin, menthol, and wasabi by change of spike rate using MEA system. Human
iPSC-derived neurons were classified into 27 types depending on physiological responses against 3 compounds.
Percentage of the neurons having positive function against capsaicin were high both hiPSC-derived neurons and
rat DRG neurons. We also detected the responses to anti-cancer drugs oxaliplatin and confirmed the no
responses to pain relief Aspirin in cultured hiPSC-derived sensory neurons. Our results suggested thatelectrophysiological measurement in cultured hiPSC derived sensory neurons using MEA system are suitable totoxicological assay for pain in peripheral nerves system.
キーワード：ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞, 平面微小電極アレイ, 薬効評価
(Keywords: Human iPSC-derived sensory neuron, Multi electrodes array, Pharmacological assay)

1. はじめに2. 方法ヒト iPS 細胞から様々な表現系のニューロン作製が盛ん〈2･1〉 ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞の培養に行われてきた．これらの細胞は再生医療への展開のみな ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞は AXOL Bioscience 社

らず，種差の壁を超えることが可能であることから創薬や( 英 )毒性・安全性評価への応用が期待されている．中枢神経系

Progenitors (AXOL) を 使 用 し た ． ReadySet お よ び

への毒性評価と並んで需要が高いのが末梢神経系への毒性

SureBond (AXOL)をコーティングした MEA 上に 5.0~8.0

評価がある．末梢神経細胞である DRG ニューロンは化学物

×105cells/cm2 で播種した．37℃, 5% CO2 環境下で培養し，質，温度などの感覚情報（痛み）を感受するニューロンで培地は 3~4 日毎に半量交換を行った．

の

Human

iPSC-Derived

Sensory

Neuronある．ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞の開発により，近年，
化学物質のヒト毒性評価の標本としての応用が期待されて〈2･2〉 活動電位計測法

いる．本研究では，ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞の電気 活動電位を計測する手法として平面微小電極アレイを用

生理学的な痛み応答評価系の構築を目指し，平面微小電極

いた．電極は MED プローブ(MED64-Basic, Alpha Med

アレイ（MEA）による末梢神経細胞の化学物質および抗癌

Scientific) お よ び 24well plate (Presto, Alpha Med剤に対する電気生理学的な変化の検出および解析法の構築

Scientific)を使用した．(Fig.1 参照) サンプリングレートを目的とした．

20kHz/channel で 100Hz の Low pass フィルターを使用．

― 444 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）iPS 細胞由来末梢神経細胞は感覚ニューロンマーカーと同A

等のイオンチャネルを発現していることが明らかとなった．

B

Fig.1. MEA system(A) MED プローブ (64ch), (B) 24well プレート (384ch)〈2･3〉 免疫化学染色法
 培養したヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞が，生体脳で見られるイオンチャネルを発現しているかを確認するため

Fig.2. Immunostaining in cultured hiPSC-derivedに，培養 8 週目に細胞を固定し，感覚神経細胞特異的に局

sensory neurons(赤)Nav1.7, (黄)TRPV1, (紫)TRPA1, (緑)β-TubulinⅢ

在する Nav1.7, TRPA1 および TRPV1 チャネルを染色する
抗体を用い評価した．

〈3･2〉 痛み関連分子に対する応答計測
〈2･4〉 各種イオンチャネルの機能評価
機能的なイオンチャネルが発現しているかを確認するために，培養 6 週目に痛み関連分子であるカプサイシン，メ 培養 6 週目に痛み関連分子である各種化学物質の薬理投与試験を行った．Fig.3 (B)で示す矢印の地点で各種薬剤をカプサイシン：100nM，メンソール：100nM，わさび：100μM

ンソール，わさび（AITC）の化学物質の薬理投与実験，おを投与したところ，活動頻度が大幅に増加する様子が観察

よび温度変化などの刺激に対する電気活動を計測し評価しされた．（Fig.3B 参照）このことから，機能的な TRPV1,

た．また，培養 9 週目に臨床現場で痛みの副作用が報告されている抗癌剤および，鎮痛作用のある薬剤を用いた薬理試験における応答の計測も行った．

TRPM8, TRPA1 の各種イオンチャネルが発現していることが明らかとなった。また，各分子に対する応答時間の違いについて解析したところ，カプサイシンは薬剤投与後12.55s，メンソール 0.61s，わさび 0.48s に発火頻度のピー〈2･5〉 取得データの解析方法
電気活動の記録及び取得後のスパイクソーティング解析
は，Mobius (Alpha Med Scientific)を使用した．スパイクの検出はノイズの平均（Ave）と標準偏差（S.D）を算出し，Ave±5×S.D を閾値とし，閾値を超えた波形をスパイクとして検出した．生波形抽出には MED64 conductor (Alpha
Med Scientific) を使用した．

クを持つことがわかった．
（date not show）同様の実験を成体 Rat より採取してきた DRG ニューロンで行ったところ，
カプサイシン 0.62s, メンソール 0.20s, わさび 0.19s と比較すると，ヒトはラットに比べてカプサイシンに対する反応が遅い様子が観察された．さらに、各分子に対する応答性の分類わけをしたところ，各ニューロンは全ての刺激物質に反応するわけでなく，特定の化学物質に反応することがわかり，3 化合物に対して 27 種類の反応パターンに分類さ3. 結果れることがわかった．

〈3･1〉 イオンチャネルの発現の確認
培養 8 週目に細胞を固定し，各種イオンチャネルの抗体を用い免疫化学染色を施した結果，DRG ニューロン特異的に発現する Nav1.7，TRPA1（わさび成分を感受）および，
TRPV1（>43℃の高温度領域およびカプサイシンなどの辛み成分を感受）の各種イオンチャネルが発現している様子が確認された．(Fig.2 参照) このことから，ヒト― 445 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）A〈3･3〉 温度変化における応答計測
37℃から 46℃まで温度を上昇させた時の自発活動の変化を計測した．その結果，温度上昇と共に活動電位が上昇する様子が観察された．また，発火頻度のピークは 43℃で達することも明らかとなった．このことから，機能を持った
TRPV1 が発現していることが明らかとなった．

B apsaicin
aC
TRPV1

A

b Menthol

B

TRPM8

c

Fig.5.

AITC (wasabi)Electrophysiological responses by temperaturechange(A)代表的な生波形データとラスタ表示データ, (B)赤ライ

TRPA1

ン：温度上昇開始地点〈3･4〉 抗癌剤および鎮痛剤投与における応答計測
 臨床現場でも使用され，痛みの副作用が報告されている
抗癌剤投与における応答計測を行った．薬剤はオキサリプ
ラチンを使用し 1nM から順に 10, 100, 1000nM と濃度を上

Fig.3. Physiological responses(A) 培養 8 週目の電極上の培養様子 (緑)β-TubulinⅢ, (B)げ投与した結果，1~100nM で発火頻度が増大する様子が観

各種化学物質の薬理投与時における応答, (a)カプサイシン,察された．また，鎮痛剤で知られるアスピリンを投与した(b)メンソール, (c)わさび

ところ反応が見られなかったことから，MEA を用いた評価
形は抗癌剤の評価モデルとしての応用も期待できることが示唆された．

A

Fig.4. Human iPSC-derived sensory neurons wereB

classified into 27 types depending on physiologicalresponses against 3 compounds
hiPSC-derived sensory neuron (■, n=790 neurons), Rat
DRG Neuron (□, n=345 neurons), (+)positive function,(-)negative function, (±)No change

Fig.6.

Pain responses by anti-cancer drug

administration(A) 抗癌剤: Oxaliplatin, (B) 鎮痛剤: Aspirin― 446 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. まとめ
ヒト iPS 細胞由来末梢神経細胞を平面微小電極アレイ上に播種し，培養 6 週目に，カプサイシン，メントール，わさび，温度変化などの刺激に対する電気活動を計測した．
各種化学物質に対する応答が観察され，電気活動パターン
は大きく４つに分類されること，および化学物質の種類に依存して活動電位の発生時間等が異なることがわかった．
また，各ニューロンは全ての刺激物質に反応するわけではなく，特定の化学物質に反応することがわかり，3 化合物に対して 27 種類の反応パターンに分類された．また，温度上昇に対して発火頻度が上昇し，43℃にピークの発火頻度に達した．更に，電気生理学的な応答を裏付けする Nav1.7,
TRPV1, TRPA1 などの各種受容体の発現も確認された．平面微小電極アレイを用いたヒト iPS 細胞由来感覚ニューロンの電気活動計測は，電気生理学的応答を高時間分解能で調べることでき，痛み応答の評価系として有用であることが示唆された．

― 447 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）AI を用いたバースト解析法の検討松田 直毅＊ 小田原あおい 鈴木郁郎（東北工業大学 大学院工学研究科）
A study on burst analysis method using AI

Naoki Matsuda＊, Aoi Odawara ,Ikuro Suzuki (Tohoku Institute of Technology graduate department ofelectronics ),QWKHHYDOXDWLRQRIFRQYXOVLYHGUXJWR[LFLW\XVLQJHOHFWULFDFWLYLW\RIKXPDQL36FHOOQHXURQVDVDQLQGLFDWRUV\QFKURQL]DWLRQ%XUVWILULQJDQDO\VLVLVHIIHFWLYH+RZHYHUWKHFKDUDFWHULVWLFVRIV\QFKURQRXVEXUVWILULQJDUHYDULRXVDQGLWLVGLIILFXOWWRDFFXUDWHO\GHWHFWV\QFKURQRXVEXUVWILULQJE\WKHFRQYHQWLRQDOPHWKRGEDVHGRQWKUHVKROGVHWWLQJ7KHUHIRUHLQWKLVVWXG\ZHLQYHVWLJDWHGWKHV\QFKURQL]DWLRQEXUVWGHWHFWLRQPHWKRGE\$,$V$,OHDUQHGDFFXUDWHV\QFKURQRXVEXUVWILULQJLQIRUPDWLRQ VWDUWDQGHQGWLPH E\YLVXDOREVHUYDWLRQRIH[SHUWVWKHFRQFRUGDQFHUDWHRI$,DQGYLVXDODQDO\VLVDQDO\VLVE\H[SHUWVZDV,WZDVIRXQGWKDW$,LVDQDFFXUDWHEXUVWGHWHFWLRQPHWKRGFRPSDUHGZLWKWKHFRQYHQWLRQDOPHWKRG

の開発
 MEA 計測法で取得した活動電位波形から、自発活動

1. はじめにヒト iPS 細胞の創薬開発、薬効評価スクリーニング技術を検出し得られた発火の時間情報からバーストを検出への応用が期待されている。我々の研究室では MEA を用いするアルゴリズムを開発した。

た細胞外電位計測法によって活動電位を指標とした薬効評
価系の研究を行ってきた。特にヒト iPS 細胞由来ニューロ〈2･3〉ンの電気活動を指標とした痙攣性薬剤毒性評価において同

 開発したアルゴリズムで検出した正確な同期バースト

期バースト発火解析が有効であることが分かってきた。し発火情報を学習させた AI を作製した。AI の作製にはかしながら、同期バースト発火の特性はさまざまであり、MATLAB を使用した。自発活動の時間情報を AI に与え、従来の閾値設定によるバースト検出法では同期バースト発

バースト検出を試みた。また培養条件および投与薬剤の異火を正確に検出することが難しい。そこで、本研究ではまなるサンプルで計測された自発活動のバースト検出を、開ずバーストを正確に検出するアルゴリズムの開発を行い、発したアルゴリズムと AI の両方で行いその検出結果を比較

次にそのバースト検出結果を学習させた AI を用いて、正確した。

AI を用いたバースト検出法の検討に同期バーストを検出する方法の検討を行った。

3. 結果2. 方法〈3･1〉 バースト検出アルゴリズムの開発〈2･1〉 MEA を用いた活動電位計測 

活動電位波形から得られた発火の時間情報から算出し 計測用サンプルに、ヒト iPS 細胞由来ニューロン(XCell

た発火間隔と発火数を用いてスパイク群を検出し、スパイ

Scienece) と ヒ ト iPS 細 胞 由 来 ア ス ト ロ サ イ ト (XCell

ク群の間隔とスパイク群に含まれる発火数を用いてバース

Science)との共培養サンプルを用意し、痙攣誘発剤として Kトを検出するアルゴリズムを開発した。このアルゴリズム＋

チャネルの阻害剤である 4-Amino- pyridine(4-AP)(1μM,

で検出されたバーストは従来の閾値法で検出されたバース

10 μ M,30 μ M), GABA-A 受 容 体 の 阻 害 剤 で あ る

トよりも長く、バースト立ち上がり部分の発火頻度が低い

Pentylenetetrazole (PTZ) (100μM,1mM)を投与し、投与後部分も検出することができた。これにより、バーストの持10 分間の自発活動を濃度毎に計測した。

続時間は 200±20%に増加し発火数は 130±4%増加した。
このことから、正確にバーストを検出できるアルゴリズム〈2･2〉

発火時間情報によるバースト検出アルゴリズムの開発に成功した。(Fig.1)― 448 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

A

A

B

C

B

1min

10sec

Fig.1 開発したバースト検出アルゴリズム(A)従来の閾値バースト検出法(緑:ヒストグラム,青線:検出閾値,橙:検出したバースト範囲,黒点:ラスタープロッ
ト)と(B)開発したアルゴリズムのバースト検出法（上段:ISI から算出したスパイク群,(赤点:開始点,青点:終了点),下段:検出したバースト範囲(赤線：バースト開始線,
青線:バースト終了線),(C)検出結果の比較(青:開発したア
ルゴリズムで検出したバースト範囲，従来の閾値検出法
で検出したバースト範囲)．
〈3･2〉 AI を用いたバースト検出法の検討
正確に検出したバーストの時間情報を教師データとして与え、その時の発火パターンを学習した AI を作製した。
この AI を用いて、ニューロンのみで培養したヒト iPS 細胞
由来ニューロンへの 4-AP、PTZ 投与時の自発活動データとアストロサイト共培養したヒト iPS 細胞由来ニューロンへの 4-AP、PTZ 投与時の自発活動データに対して、バースト検出を試みた。この時、AI に与える予測子として、発火数

1minと発火間隔の情報を与えた。AI によるバースト検出の結果、

Fig.2 ニューロンのみ培養サンプルデータのバースト

発火状態が異なる各条件においても、正確な同期バースト

検出の検出が可能であった。アルゴリズムを用いて検出したバニューロンのみ培養時における(A)4-AP 投与時、(B)PTZ

ーストとの一致率を比較したところ、93±1.2％であった。

投 与 時 の 各濃 度 にお け る同 期 バ ース ト 検出 結 果 (赤線:AI，青線:バースト検出アルゴリズム)(Fig2,3)― 449 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）の間隔とスパイク群に含まれる発火数を用いてバーストをA検出するアルゴリズムを開発した。このアルゴリズムを用いることで、バースト立ち上がり部分の発火頻度が低い部分も検出することができる正確なバースト検出が可能となった。次に、正確に検出したバーストの時間情報を教師データとして与え、その時の発火パターンを学習した AI を作製した。この AI を用いて、ニューロンのみで培養したヒト
iPS 細胞由来ニューロンへの 4-AP、PTZ 投与時の自発活動
データとアストロサイト共培養したヒト iPS 細胞由来ニューロンへの 4-AP、PTZ 投与時の自発活動データに対して、
バースト検出を試みた。その結果、各条件においても、正確な同期バーストの検出が可能であり。アルゴリズムを用いて検出したバーストと 93％で一致した。このことから、
AI を用いたバースト検出は有効であると言える。

B

Fig.3 アストロサイト共培養サンプルデータのバースト
検出
アストロサイト共培養時における (A)4-AP 投与時、(B)PTZ 投与時の各濃度における同期バースト検出結果(赤線:AI，青線:バースト検出アルゴリズム)

4. まとめ
活動電位波形から得られた発火の時間情報から算出した発
火間隔と発火数を用いてスパイク群を検出し、スパイク群― 450 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ヒト iPS 細胞由来ニューロンの薬剤性痙攣誘発時の特性を抽出する
電気活動波形の周波数成分解析
石橋 勇人＊（東北工業大学工学部電気電子工学科）
小田原 あおい（東北工業大学大学院工学研究科 電子工学専攻、         東北大学 材料科学高等研究所、日本学術振興会）

鈴木 郁郎（東北工業大学工学部電気電子工学科、             
東北工業大学大学院工学研究科 電子工学専攻）

Frequency Component Analysis of Electrical Activity Waveform for Extracting
Characteristics of Human iPSC-derived Neurons at Convulsion
Yuto Ishibashi＊, ( Tohoku Institute of Technology department of Electrical and Electronic Engineering)
Aoi Odawara, (Tohoku Institute of Technology Graduate Department of Electronics,
Tohoku University AIMR, JSPS)
Ikuro Suzuki, (Tohoku Institute of Technology department of Electrical and Electronic Engineering,Tohoku Institute of Technology Graduate Department of Electronics)
Toxicological evaluation assay in cultured human iPSC-derived neurons using MEA is expected, but thedevelopment of objective analysis method is required to predict the seizure risks of new drugs. In this study, we
focused on the frequency component in synchronous burst firings for aimed to extract the characteristics of
seizure-like firings. We tried to establish a method to detect and quantify the strength and time change
characteristics of the frequency component by wavelet transformation. As a result of the frequency analysis of
the electric activity waveform, strong β-wave component and γ-wave component were observed in the firsthalf of the burst at the time of administration of 4-AP and in the middle of the burst at the time of PTZ
administration. We were able to detect the strength and temporal change characteristics of the frequency
component by frequency analysis. It becomes possible to compare the MEA data in human iPSC-derived neurons
with the human EEG data. We have an expectation of frequency analysis in MEA data as a predictableparameter of drug-induced convulsions.
キーワード：周波数解析,ヒト iPS 細胞,脳波,てんかん,ウェーブレット変換,活動電位(Keywords: frequency analysis, human iPSC, EEG, epilepsy, wavelet transformation, action potential)

1. 背景平面微小電極アレイ（MEA）を用いたヒト iPS 細胞由来

スクを予測する統一的な解析法としては不十分である。まニューロンの薬剤性痙攣誘発リスク評価系の構築が求めらた、解析データから作用機序を予測することも困難である。

れており、客観的評価パラメータの構築が今後の重要課題

そこで、我々は、薬剤性痙攣誘発リスクを信頼性高く予測となっている。現状の解析法は、薬剤性痙攣誘発時の同期できる解析法として、新たに同期バースト発火の周波数成バースト発火解析が主であり、同期バースト発火の頻度、分に着目した解析法を構築することとした。本研究では、同期バースト発火の持続時間、同期バースト発火に含まれ異なる痙攣誘発剤で見られた同期バースト発火の周波数成るスパイク数などを基本としている。しかしながら、サン分を解析し、薬剤種および投与濃度に依存した周波数成分

プル間、ヒト iPS 細胞由来ニューロンの種類、培養プロトの特性抽出を目的とした。

コルの違いによって解析結果が異なり、薬剤性痙攣誘発リ― 451 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2. 方法A〈2･1〉 MEA を用いた活動電位計測
計測用サンプルとして、ヒト iPS 細胞由来ニューロン(XCellScience)とヒト iPS 細胞由来アストロサイト(XCell
Science)との共培養サンプルを用意した。また、計測時の溶液は、Medium , ACSF を使用した。痙攣誘発剤として、K+
チャネルの阻害剤である 4-Aminopyridine(4-AP)(1μM、10
μM、30μM、60μM)、GABA-A 受容体の阻害剤である
Pentylenetetrazole（PTZ）(1μM、10μM、100μM、1mM)を投与し、投与後 10 分間の自発活動を濃度毎に計測した。
同期バースト発火の周波数特性を解析するために、Low cut
Filter 0.1Hz で記録した。
〈2･2〉 ウェーブレット変換による解析
MEA 計測法で得られた、4-AP,PTZ によるヒト iPS 細胞
由来ニューロンの痙攣発火時の同期バースト発火波形をMATLAB でウェーブレット変換し、周波数成分の強度および時間変化の特性検出を試みた。
〈2･3〉 電気活動波形の周波数成分分解
MEA 計測法で得られた、4-AP , PTZ 投与時のヒト iPS
細胞由来ニューロンの痙攣発火時の電気活動波形をB

MATLAB で FIR バンドパスフィルタを使用して、4-8Hz(θ波)、8-14Hz (α波)、15-30Hz(β波)、35-50Hz(γ波)、80-150Hz(high-γ波)、150-200Hz に周波数成分分解した。また、周波数成分分解された電気活動波形の振幅に着目し、波形の面積を用いて定量化することで、試薬濃度に依存した周波数成分の強度変化の特性検出を試みた。面
積は活動電位の絶対値とサンプリング周期の積の総和で計算し、同期バースト発火の期間で割ることで単位時間当たりの面積として定量した。

3. 結果〈3･1〉 ウェーブレット変換による解析
電気活動波形のウェーブレット変換による解析の結果、
4-AP 投与時はバースト前半に、PTZ 投与時はバースト中盤に強い 15Hz 以上の周波数成分が観察された。また、その傾
向は濃度依存的に強まった(Fig.1)。
〈3･2〉 電気活動波形の周波数成分分解
定量化の結果、4-AP 投与時、周波数成分強度が試薬濃度に依存して上昇する傾向があり、β波、γ波、high-γ波成分が特に顕著であった(Fig.3A)。PTZ 投与時、β波以上の周Fig.1 ウェーブレット変換による解析(A)4-AP 投与時の各濃度における同期バースト発火時の電気活動波形(上段)、250Hz 以下(上段赤)とウェーブレッ

波数成分強度が試薬濃度に依存して上昇する傾向があり、1mM 投与時の high-γ波成分は特に顕著であった(Fig.3B)。

ト変換結果画像(下段)(B)PTZ 投与時の各濃度における同期バースト発火時の電気活動波形(上段)、250Hz 以下(上段赤)とウェーブレッ
ト変換結果画像(下段)― 452 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

A

B

C

Fig.2 周波数成分分解した電気活動波形(A) PTZ 投与による同期バースト発火時の電気活動波形を周波数成分分解した各波形(Before)(B) PTZ 投与による同期バースト発火時の電気活動波形を周波数成分分解した各波形(100μM)(C) PTZ 投与による同期バースト発火時の電気活動波形を周波数成分分解した各波形(1mM)― 453 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）A文   献(１) C.M. Florez, R.J. McGinn, V. Lukankin, I. Marwa, S. Sugumar,
J. Dian, L.-N. Hazrati, P.L. Carlen, L. Zhang, T.A. Valiante: “In Vitro Recordings of Human Neocortical Oscillations”,
Cerebral Cortex March 2015;25:578–597

B

Fig.3 周波数成分分解による解析(A) 4-AP 投与による同期バースト発火時の電気活動波形
を周波数成分分解した各波形の面積(B) PTZ 投与による同期バースト発火時の電気活動波形
を周波数成分分解した各波形の面積

4. まとめ
ウェーブレット変換による解析で痙攣誘発剤の濃度、および作用機序の異なる薬剤における周波数成分の強度および時間変化の特性を検出できた。周波数解析は、ヒト脳波（EEG）との比較検証が可能となる為、in vitro ヒト iPS
細胞由来ニューロンで得られた結果と比較すれば、薬剤性痙攣誘発を予測可能とするパラメータとして有効である可能性が示唆された。
また、PTZ 投与時の電気活動波形と 4-AP
投与時の電気活動波形をそれぞれ周波数成分分解による解析で定量化した結果、ウェーブレット変換による解析で得られた特性と同様の特性を検出できたことから、定量化の手法として有効である可能性が示唆されると共に、同期バースト時に一貫して high-γ波成分の強度が他の周波数成分よりも強いことから high-γ波成分が重要な指標となる可能性が示唆された。

― 454 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ヒト iPSC 由来中枢神経ネットワークを用いたマルチ機能薬効評価系の構築
鈴木 郁郎＊ （東北工業大学 大学院工学研究科電子工学専攻）
松田 直毅 （東北工業大学 大学院工学研究科電子工学専攻）
小田原あおい （東北工業大学 大学院工学研究科電子工学専攻，
東北大学 材料科学高等研究所）
家村千賀子 （東北工業大学 大学院工学研究科電子工学専攻）

し，電解めっき法を用いて，50 µm×50 µm２の微小電極が1． はじめに64 個並んだ CNT-MEA チップを作製した．

ヒト iPS 細胞等のヒト細胞を用いた in vitro 薬効評価系〈2･2〉 電気化学計測

が動物実験廃止の流れと薬効評価における「種差の壁」を

 CNT-MEA チップの DA 検出感度測定をサイクリック

超える評価系として期待されている．候補薬剤が臨床試験

ボルタメントリー(CV)計測法，およびクロノアンペロメトでの毒性によって脱落する割合は，中枢神経系の毒性が臓リー（CA）計測法で行った．計測装置は，電気化学計測シ器の中で最も高く，前臨床での毒性評価系の構築が求めら

ステム HZ-7000（北斗電工）を用い，対極に Pt，参照極にれている．我々の研究室では平面微小電極アレイ（MEA）

Ag/AgCl 電極を用いた．

を用いた細胞外電位計測法によって「活動電位」を指標と〈2･3〉 ヒト iPS 細胞由来ニューロンの培養と計測したヒト iPS 細胞由来ニューロンの毒性評価系の開発をこ 作製した MEA 基板にヒト iPSC 由来ドーパミン（DA）

れまで行い，中枢神経系に毒性作用を示す代表的な薬剤にニューロンを 5 × 105 cells/cm2 程度で培養し，培養 8 週

対する応答検出に成功してきた．この MEA を用いて，活動目以降から活動電位計測および DA 放出のリアルタイム検電位のほかに情報伝達場であるシナプスにおける神経伝達出を行った．

の放出を計測できれば，これまで評価することのできなかった薬剤の評価が可能となると共に，シナプス機能への薬

3． 結果作用を直接的に評価することができる．また，作用機序の同定も可能とし，薬効評価精度の向上に寄与する新規評価〈3･1〉 CNT-MEA の作製 系となる．そこで本研究では，電極材料にカーボンナノチ

CNT 分散液を ITO 微小電極表面に電解めっきした結果，

ューブ（CNT）を使用し，独自に開発してきた電解めっき

電極表面に一様にチューブ状の形状を保った CNTがめっき技術により，神経伝達物質のリアルタイム計測を可能とすされている様子が確認された(Fig.1)．

る CNT-MEA チップを開発することとした．代表的な神経A伝達物質としてドーパミン（DA）に着目し，DA に対する

B

感度特性を評価すると共に，ヒト iPS 細胞由来ドーパミン
ニューロンから放出されるドーパミン計測と活動電位計測の複数機能を１枚の MEA で実現することおよびドーパミ
ン放出を促す薬剤応答を検出することを目的とした．

Fig．1 作製した CNT-MEA チップ

2． 方法CNT-MEA チップの(A)電極表面画像と(B) SEM 画像．

〈2･1〉 CNT-MEA の作製 
電気化学活性種との反応箇所が多数存在する CNTを使用〈3･2〉 電気化学計測によるドーパミン検出― 455 ―

DA 検出感度を評価するために CV 計測，CA 計測を行っLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）た CV 計測の結果，DA1 ｍM では 250mV 付近で 86．6 nAのピーク電流値がみられ，PBS のみではピーク電流値は見A

B

られなかった(Fig2 A)． また，DA1 mM の CV 計測を 4 回連続で行っても，ピーク電流値の減少は平均 1．8 nA/cycleにとどまった(Fig2 B) ．CA 計測の結果，DA 10 nM に対して顕著な反応電流が見られ，10~250 nM の範囲において反C

応電流の濃度相関は高い線形性を示した(Fig2C-F)
A

B

C

D

D

E

F

Fig．3 ヒト iPS 細胞由来ドーパミンニューロンのリアルタイム計測
ヒト iPS 細胞由来 DA ニューロンの(A)免疫染色画像 と(B)DA 放出のリアルタイム計測結果．上段：投与前．中段：
MTH 1mM 投与時．下段：Sulpride 100μM 投与時．(C)E

解析パラメータ．(D)反応持続時間(E)ピーク時間の割合．(F)F

ピーク電流値．
A

Fig．2 電気化学計測によるドーパミン検出
CNT-MEA を用いた DA 1 mM の（A)サイクリックボル

B

タモグラム（B)複数回計測結果 (C)DA 50 nM～250 nM
までの CA 計測結果と(D)濃度相関．(E)DA 10 nM～50
nM までの CA 計測結果と(F)濃度相関．
〈3･3〉ヒト iPS 細胞由来 DA ニューロンリアルタイム計測

Fig．4 活動電位計測

培養し，電気化学計測によるドーパミンリアルタイム計測

活動電位計測結果（A)薬剤投与前後の発火頻度のヒストグ
ラム．
（B)発火頻度の変化

CNT-MEA 上にヒト iPS 細胞由来ドーパミンニューロンをを行った．培養したヒト iPS 細胞由来ドーパミンニューロ
ンを免疫化学染色し共焦点蛍光顕微鏡にて観察したとこ

4． まとめ
電解めっき法を用いて CNT-MEA チップを作製した．

ろ，TH の発現が認められ，ドーパミン作動性ニューロンの存在を確認した (Fig．3 A) ドーパミンリアルタイム計測

CNT-MEA を用いて電気化学計測した結果，10 nM 以下のの結果，規則的な反応電流が見られ，MTH，Sulpride 投与

DA の濃度相関が検出され，細胞から放出されるレベルの微によって，反応電流に変化が見られた(Fig．3 B) そこで反
応電流を反応持続時間，ピーク電流値，ピーク時間を解析した(Fig．3 C) その結果，MTH 投与により，反応持続時

量な DA を計測することが可能な高い検出感度を示すことがわかった．電極上にヒト iPSC 由来 DA ニューロンを培養し電気化学計測を行ったところ，DA の放出をリアルタイムに検出することに成功し，DA の放出を増加させる覚せい剤

間が増加し，ピーク電流値およびピーク時間が減少した(Fig．3 D-F)．

投与により DA 放出特性の変化を検出した．同一 MEA を用
いて、活動電位を指標とした覚醒剤応答を計測した結果、〈3･4〉 ヒト iPS 細胞由来 DA ニューロンの活動電位計測
CNT-MEA 上に培養したヒト iPS 細胞由来ドーパミンニューロンの活動電位計測を行った．その結果，MTH 投与による発火頻度への影響は見られず，Sulpiride 100μM 投与時に発火数の減少が見られた(Fig．4)．

濃度に依存した発火頻度に変化は見られなかったことから、開発チップは従来の計測では検出することのできない
神経ネットワークの生理的作用を検出できることがわかった．このことから開発した CNT-MEA チップは神経伝達物
質の放出特性を指標とした新しい薬効評価技術への応用が期待できる．

― 456 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）重度運動機能障害者のための適応的ジェスチャインタフェースに関する研究‐第２報‐
A Study of Adaptive Gesture Interface for Persons with Severe Motor Dysfunction - 2nd report ○ 中山剛

伊藤和幸（国立障害者リハビリテーションセンター研究所）

依田育士（国立研究開発法人産業技術総合研究所人間情報研究部門）
Tsuyoshi NAKAYAMA and Kazuyuki ITOH, Research Institute, National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Ikushi YODA, National Institute of Advanced Industrial Science and Technology
Abstract: In this study an adaptive gesture interface has been developed for persons with severe motor dysfunctions who
cannot use standard interface switches. Assumed users of the interface are persons with conditions such as cerebral palsy,
cervical cord injury, traumatic brain injury, muscular dystrophy, and neuropathy. A commercially-available image range
sensor is utilized in the interface in order to make the price low and to realize a non-contact and non-constraint interface. A
participants with neuropathy tested a prototype gesture interface at home via a third person shooter game. After the test
period, the participant evaluated the interface though three subjective evaluation methods, Quebec User Evaluation of
Satisfaction with assistive Technology (QUEST) 2.0, Psychosocial Impact of Assistive Devices Scale (PIADS) and System
Usability Scale (SUS). The results proved that the participant received a quite positive psychosocial impact from theinterface.
Key Words: Gesture interface, Alternative input device, Persons with motor dysfunction, Quadriplegia
1. はじめに
重度運動機能障害者が意思伝達装置やパソコンを操作する際の操作インタフェース（スイッチ等）の選択と適合の重要性はこれまで重ねて議論されてきており，コミュニケーション支援の基本である (1)．しかし，不随意運動を伴う
脳性まひ者（痙直型／アテトーゼ型／混合型）や脳血管障
害による後遺症者等への操作インタフェース（スイッチ等）の適合は困難であるケースも少なくない．また，随意的に動く身体部位が極端に少なくなる重度の進行性の神経疾患
あるいは筋疾患患者等へのインターフェース適合には困難を伴うことも多い．以上を背景にして，重度の運動機能障
害（脳性まひ，高位頸髄損傷，進行性筋疾患・神経疾患，
脳卒中後遺症など）が原因となり，意思伝達装置などへの入力が困難な重度運動機能障害者に対して，簡易なジェスチャにより情報機器を操作可能にするインタフェースを研究している．類似の試みとして Kinect を応用した OAK（Observation and Access with Kinect）が研究開発されているが (2)，本研究は，OAK で採用されているエアスイッチではなく，ジェスチャを利用したインタフェースであることに特徴がある．
これまで多種多様な 40 余名の重度運動機能障害者の 159の身体部位のジェスチャを計測して類型化を行い，頭部動作，舌の出し入れ，指の動き，両足の動き，膝の開閉，肩の動きを認識する 6 つの認識エンジンの基本開発を行ってきた (3) (4) (5)．また，試作したジェスチャ認識装置を重度運動機能障害者の自宅に設置して，エアコンやテレビなど家電製品の操作，落ち系ゲームの操作などに応用する評価実験も行っている(6)(7)(8)．本稿では，試作した適応的ジェスチ
ャインタフェースを活用してサードパーソン・シューティ
ングゲームを実施した際の神経原性の筋萎縮症患者による主観評価の結果を報告する．
2. 適応的ジェスチャインタフェース
本ジェスチャインタフェースのシステムは距離画像セン
サ（カメラ，ASUS Xtion Pro Live），パソコン（認識部）から構成される（図 1）．パソコンには各種のジェスチャを認識するソフトウェア（指，腕，頭部，舌，膝，その他の単純な動きに対応したモジュール）が実装されている．ジェ
スチャ認識ソフトの画面の一例を図 2 に示す．なお，家電製品等の制御を行う場合には，別途の汎用出力装置が必要
となる．
距離画像
センサ

パソコン
本体

図1

ジェスチャインタフェースのシステム外観

図 2 ジェスチャ認識ソフトの画面の一例（口，耳，左手指，右手指のジェスチャ認識の例）
3. 調査方法
3.1 実験協力者
実験協力者はウェルドニッヒ・ホフマン病であり，移動は介助用車いすを利用している．機能的自立度評価表（FIM）による合計は 48 点（運動項目 13 点，認知項目 35点）である．

― 457 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3.2 評価方法
実験協力者の自宅にジェスチャインタフェースのプロトタイプを設置した．協力者は布団上の左半側臥位で同ジェスチャインタフェースや他のスイッチ等を利用してサード
パーソン・シューティングゲームの一つワールドオブタン
クス（World of Tanks，以下 WoT）にて戦車を操作した．その際，ジェスチャインタフェースの距離画像センサ（カメラ）は協力者の頭の斜め上方にスタンドで固定し，協力者の右示指の屈曲，耳の動きの 2 種類のジェスチャにてそれ
ぞれ戦車の後退の操作と砲手視点の切り替え操作を行った．
ジェスチャインタフェース以外にマイクロライトスイッチ（AbleNet Inc.），ホッペタッチスイッチ T（徳器技研工業（株）），ハンドトラックボールマウス（サンワサプライ（株），
400-MA018）を操作に利用した．表 1 に WoT の入力操作の一覧を示す．
表 1 WoT の入力操作の一覧
WoT の操作

入力装置と身体部位

車体の前進

マイクロライトスイッチ，左手母指

車体の後退

ジェスチャインタフェース，耳砲の照準操作と車体の回転ハンドトラックボールマウス，右手示指

砲手視点の切り替え

ジェスチャインタフェース，左手中指射撃

ホッペタッチスイッチ T，唇

約 1 時間の WoT の操作後，QUEST 2.0 (Quebec User
Evaluation of Satisfaction with assistive Technology: 福祉用具
満足度評価） (9)のうち福祉用具についての 8 項目（福祉用具の大きさ，重さ，調節のしやすさ，安全性，耐久性，使いやすさ，使い心地の良さ，有効性）のみを実施した．また ，福祉 機器 心理評 価スケー ル（Psychosocial Impact ofAssistive Devices Scale : PIADS）(10)ならびにユーザビリティの主観評価指標としてシステムユーザビリティスケール（SUS，System Usability Scale） (11)も実施した．SUS では，評価対象となるシステムに関する 10 項目の質問を行い，被験者が「Strongly agree」から「Strongly disagree」の 5 段階の主観評価を行う方法であり，得られた評点から SUS スコ
アを求めて，ユーザビリティを評価する方法である．SUS
スコアは 0 から 100 の間の値を取り，点数が高いほど使用しやすいシステムであることを示す(11)．
なお，本研究は著者の所属機関の倫理審査を行う委員会と利益相反委員会の承認のもと，実験協力者に十分な説明を行った後，同意を得て行った．
4. 結果
QUEST 2.0 の結果（5 点満点：0～5 点）は 3.6 点，「やや満足している」から「満足している」の間という結果を得た．また，重要だと思う項目としては「調節しやすさ」「耐
久性」「使いやすさ」が挙げられた．PIADS（-3～3 点）の合計得点は 2.0 点，効力感 2.0 点，積極的適応性 2.0 点，自尊感 2.1 点であった．SUS スコア（0～100 点）は 65 点であった．本ジェスチャインタフェースは「まあまあ使いやすい」から「やや使いづらい」程度という評価であった．
5. まとめ実験協力者は本ジェスチャインタフェースに対する主観評価を本報告（2017 年 7 月）以前に 2 回（2016 年 6 月と2017 年 1 月）にも行っている(7)(8)．QUEST 2.0 の結果は実
施毎に 3.4 点，3.5 点，3.6 点と漸増しており，徐々に満足度が上昇していることが伺えた．PIADS 合計得点は実施毎に 0.6 点，0.9 点，2.0 点と急上昇しており，当ジェスチャ
インタフェースが与えるポジティブな心理的効果が急上昇していることが伺えた．本報告では当該ジェスチャインタ
フェースのゲームへの応用であるが，実験協力者はモールス符号による文字入力を希望しており，当該ジェスチャイ
ンタフェースを活用する方式を検討している．
なお，本ジェスチャ認識ソフトは平成 30 年 3 月末頃にダウンロード形式でのモジュールの一部の一般公開を計画しており，それまでにユーザビリティの向上も含めたシステ
ムの改良と評価，適用事例の検証を更に行っていく予定である．
謝辞
本研究の一部は日本医療研究開発機構（AMED）研究費（障害者対策総合研究開発事業）「脳性麻痺者・脳卒中者の意思伝達支援のための非接触ジェスチャ認識インタフェー
スの開発」と JSPS 科研費 JP16H03216 の助成を受けて実施
された．
参考文献
(1) Kathryn M.Yorkston編, 富永優子訳, 拡大・代替コミュ
ニケーション入門, 協同医書出版, 1996.
(2) 巖淵守, 楊光, 中邑賢龍, コンピュータビジョンを利用した重度重複障害支援, 映像情報メディア学会技術報告 Vol.37, No.12, pp.47-50, 2013.
(3) 依田育士, 伊藤和幸, 中山剛, モジュール型ジェスチ
ャインタフェース開発のための重度運動機能障害者からのジェスチャの収集と分類, HI学会研究報告集,
Vol.16, No.2, SIG-ACI-12, pp.23-28, 2014.
(4) Yoda,I., Itoh,K., Nakayama,T., Collection andClassification of Gestures from People with Severe Motor
Dysfunction for Developing Modular Gesture Interface,HCI International 2015, Springer International Publishing
Switzerland 2015, UAHCI 2015, Part II, LNCS 9176,
pp.58-68.
(5) 伊藤和幸，中山剛，依田育士, 重度運動機能障害者向けジェスチャ認識スイッチインタフェースの開発,
第30回リハ工学カンファレンス講演論文集(CD-ROM),
pp.227-228, 2015.
(6) Ikushi Yoda, Kazuyuki Itoh, and Tsuyoshi Nakayama.
Long-Term Evaluation of a Modular Gesture Interface at
Home for Persons with Sever Motor Dysfunction. HCIInternational 2016, pp.102-116, 2016.
(7) 中山剛, 伊藤和幸, 依田育士. 重度運動機能障害者のための適応的ジェスチャインタフェースに関する研究. LIFE2016, 講演予稿集, pp.270-271, 2016.
(8) 中山剛, 伊藤和幸, 依田育士. 重度運動機能障害者のためのモジュール型ジェスチャインタフェースの基礎的評価. 信学技報, vol.116, no.453, pp.57-60, 2017.
(9) Demers, L., 他著, 井上剛伸, 他訳, QUEST福祉用具満足度評価第2版-福祉用具の効果測定-, 大学教育出版,
2008.
(10) 井上剛伸, 他, 福祉用具の心理的効果測定手法の開発,
平成17年度総合研究報告書, 厚生労働科学研究費補助金（障害保健福祉総合研究事業）, 2006.
(11) Brooke, J., SUS - A quick and dirty usability scale,Usability Evaluation in Industry, Jordan, P., et al. (eds.)
Taylor and Francis, 1996.

― 458 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）多系統萎縮症に対する操作スイッチ評価機器の試作
Experimental production of the evaluation device and operational switch to MSA○ 河合俊宏（埼玉県総合リハビリテーションセンター）
Toshihiro KAWAI, Saitama Rehabilition Center
Abstract: MSA is the incurable disease which is a general term of SND, OPCA and SDS. It's difficult t o live a life withthe extrapyramidal symptom, ataxia and self-controlled nervous disorder. This report is an experimental production of theevaluation device and operational switch.
Key Words: MSA, Operation Switch, Communication Evaluation Device
1. 背景
多系統萎縮症(以下、MSA)は、線条体黒質変性症(SND)、
オリーブ橋小脳萎縮症(OPCA)、シャイ・ドレーガー症候群(SDS)の総称である難病である。錐体外路症状、運動失調、自律神経障害と、いずれも在宅生活を送るには課題となる
ため、自発的なコミュニケーション機能が一旦失われると、機器的な支援が有効とされる例をみることは極めて少ない。
なかでも錐体外路症状では、動かない「無動」と、運動時に伴う「振戦」が問題となる。運動時のみ振戦がある場
合は、接点入力に必要な荷重を大きくとることにより、緊急時の呼び出しなどに限れば、可能となる。しかしながら、
振戦を止めることが出来ない場合は、設定・動作確認だけで、現実的な対応が出来ない。振戦の激しい対象向けに、
操作スイッチだけでなく、振動を抑える刺激装置を含めたシステムを既に報告した。 1)
刺激装置の最適化を図るために評価する機器を試作した
ので、報告する。

のタイミングチャートを、図１に示す。

図１

Timing chart

試作品の外形を、図２に示す。 2)

2. 対象
60 歳代、男性。家族（子・孫）と同居にて在宅療養。四肢麻痺、音声言語機能喪失。常時ねたきり状態であった。
X 年 3 月「呼び出しが出来るように」との家族の希望で、市役所より埼玉県総合リハビリテーションセンターに依頼があったものである。既に報告したシステムを実際には試用出来ず、9 ヶ月後に死亡している。
3. 操作スイッチ連動機械的刺激システム
振戦に対して、変動を時間的に読み取り、制御するシス
テムを、操作スイッチ連動機械的刺激システム（以下、OSW-MST）とした。本体として、小型のコンピュータ、
RaspberryPi Model A を用いた。汎用入出力である GPIO に周辺回路を接続し、ソフトウェアは、Raspbian 上で Python
にて、次の記述をした。
初回の操作スイッチ入力は、そのまま操作対象へと出力し、２回めからの操作スイッチ入力から間隔を演算し、幅をもたせた時間ｔ１内は、操作対象への出力をしない。
ｔ１を越えた場合は、再度操作対象へと出力を行う。以後は繰り返しである。
また出力をしない時間が一定時間ｔ２を越えた場合は、振戦がずっと継続している、つまり不随意運動が継続していると判断して、別出力となるようポートを別にした刺激
装置起動用出力へ信号を送るようにした。
t１を２クロック相当、t2 を４クロック相当と仮定した時

図２

OSW-MST Controller

4. 評価装置試作
機械的刺激は、徒手による振戦状況を解消する目的である。徒手であれば、刺激強度・刺激時間を制御をすることが可能であるが、OSW-MST はオープン出力で、時間のみしか制御できない。
そこで操作スイッチとは別系統で、人の機能を評価する必要がある。操作スイッチは、指による操作が多いことより、把持力を計測する試作品を改変し、連続的に計測値が得られる試作をした。 ３）
把持力計測の試作は、握力計を使うことが困難な手指変形者での利用を目指しているものであり、一般的に用いられているスメドレー式握力計、手部変形が軽度な方では根拠があるとされているジャマー式握力計、とは異なった形状となるゴム球を握るを原型としている。ゴム球の把持は、
手指の変形が強度でも対応が可能であることが多いため、― 459 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）圧力と流速とを計測出来るように流量センサに接続し、A/D 変換してパソコンに入力可能にした。
把持力計測装置試作対象であるリュウマチ患者のゴム球把持例を図３に、試作外形を図４に示す。

5. 課題
電圧値の変動をただパソコンで表示しても、制御にはならないため、変動する流量センサの出力値を、OSW-MST
でも読み込み並列処理するか、振戦の判別とは別系統で、
機械的刺激制御システムとするのか、今後検討してゆく必要性がある。
多系統萎縮症で OSW-MST の適応となるニーズと合致した症例がいなかったので、OSW-MST 自体の有効性も実証できていない、今後も地域支援例にあたり、機器・シス
テムの有効性を実証してゆきたい。
参考文献
1)河合俊宏, 多系統萎縮症に対する操作スイッチの試作,
LIFE2016 USB, pp. 437-438, 2016.
2)河合俊宏, 鈴木康子, 東海林朋美 他:在宅難病患者向け
緊急通報装置の機器支援 その４. 第 30 回リハ工学
カンファレンス in おきなわ論文集, CD-ROM, 2C3-1, 20153)河合俊宏, 土佐圭子, 把持力計測装置の試作, 第 18 回
埼玉県健康福祉研究発表会 演題抄録集, pp. 192-193,
2017.

図３ RA Hand

図４ Evaluation Device
把持力に相当する値自体は意味あるものになっていないが、図５のような操作スイッチに見立てた接点入力装置を、
熱可塑性樹脂・面ファスナーにて固定することで、評価機器を構成した。
図５ 黄色の部品がメカニカルスイッチに相当している。

図５

Rubber ball with Operation Switch― 460 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ジョイスティックで運
運転する自
自動車の開
開発と実 用化
Deevelopmennt and Praactical Impplementattion of a Joystick O
Operated Car
C○ 和田正義義（東京農農工大学）Masayooshi WADA
A, Tokyo Unniversity off Agriculturre and TechnhnologyAb
bstract: In thhis paper, a deevelopment ofo a joystick ooperated car is reported. A core technoology of the car
c is a joystiick
drive system whhich allows a user to rotaate a steering wheel and activateagas- anda brake- peedals by elecctric powers. To
veloped joystiick system, a variety of add
ditional devicces are installeed on a car suuch
reaalize practicall implementattion of the dev
as a lift with rem
mote control functionfand a wheelchair dock system. The joystickk operated carr got a permission to drive on
pubblic roads. Mooreover, persoons with seveere disability ccan acquire drriver’s licensee by using devveloped cars.
Keey Words: Joyystick, Car opperation, Seveere disabilitiess.

1. 概要
車いすなどを用用いて日常生活活の移動を行う必要のある重度度の障害
害を伴っているる人々は，移動動機器などの能力
力による活動範
範囲の制制約や，移動にに際して介助者
者や介護者が必要であるなどのの理由ににより社会参加
加の機会が制限
限されてしまう場合がある．障障害者自自身による自動動車の運転がでできるようになれば，より自由
由で広い
い範囲の移動がが可能になるこ
ことから，身体的・精神的な負負担
軽減
減と障害者の自自立が促進できる[1][2]ばかりででなく，家族など
ど介護者
者や介助者の負負担を軽減する効果も期待でき
きる．
そこでロボッそを応用して，重重度
ト・メカトロ ニクス技術をの障障害者の人た ちにも自動車
車の運転を可能能とするジョイ
イスティ
ィック式自動 車運転装置のの開発を行った
た．電動車いす
すな
どのの操作に用い られる，軽い
い力かつ小ストトロークで操作作できる
るジョイステ ィックにより，電気モータ
タを駆動・制御
御す
るこことでハンド ルの回転操作
作，およびアククセル・ブレーーキ[3]]
ペダ
ダルの作動を 可能にする ．また，ジョョイスティック
ク式
自動動車運転装置 に加えて，車車両乗り込み用用のリモコン式
式リ
フトや，車いす 固定装置など
どを車両に搭載載することで， 運者である障害者
者単独での長長距離移動を可可能とした．開開発
転者
した
た車両は認可 を受け公道をを走行可能でああるばかりでななく，
車両
両を自動車教 習所等に持ちち込んで教習をを受けることでで，自動動車免許の取 得もできる．

ルを 1 つの電気気モータで駆動
動する（図 1(b)））． ハンドル，，ペダルダル
ルの各々の駆動
動ユニットは独独立して動作する
るそれぞれ 1 つず
つつのの電気モータににより制御されれる．運転者が操作するジョイ
イス
ティ
ィックの傾斜角
角度とその方向
向に従い，各モータの角度がジ
ジョイス
スティクからのの角度指令に追追従するようそれ
れぞれ PID 制御
御を
施し
している．
1自
ジョイスティ
ジ
ックは 2 自由由度のもの 1 本，あるいは
本
由度
度のもの 2 本を車両に備ええるタイプがあある．運転者のの障害のの度合いに応じて，ハンドドル，ペダルののどちらか一方
方のジョイスティック化など，柔柔軟な構成が可可能である．図
図 2は，2 本の 1 自由度ジョイ
イスティックにによる自動車運
運転には
シス
ステムを実車両へ搭載した
た様子を示す．右のジョイス
スティックはハンドル駆動用でああり，左右方向向に操作するこ
こと，ジョイスティックの傾斜
斜方向に角度にに応じてハンドドル
で，が回回転する．また左のジョイ
イスティックははペダル駆動用用であり，前後方向に操作する． 車両前方向にに傾けるとブレレー，後ろ方向に傾けるとアク
クセルペダルががそれぞれ作動
動すキ，る．
．ペダルの踏込量もジョイ
イスティックのの傾斜角によっ
って
決定
定される．

2. ジョイスティ ックで運転すする自動車
1 ジョイステ ィック式自動動車運転支援装装置
2-1
ック式自動車運
運転装置はハンンドル駆動ユニッット，
ジョイスティッ
およよびペダル駆動
動ユニットの 2 つのサブシステムから構成さされる（図 1）．ハン
ンドル駆動ユニニットにおける動動力伝達機構をを図
モータのトルク
クはウォームギア，電磁クラッッチ，1(a))に示す．電気モ
歯車
車，ユニバーサ
サルジョイント
ト，そしてスプロケット－チェェー
ンををそれぞれ介ししてハンドルにに伝達される．近年，普及してている車
車両の電動パワワーステアリンングの機能も有効効に利用する構構造
であある．手を離ししたときジョイ
イスティックのレバーが直立状状態に復復帰するようば
ばねを備えハンンドルの制御には角度制御を施施し
ていいる．しかしなながら，ハンド
ドルの力情報はジョイスティッック
ではは，感じることとができないユニラテラルシス
ステムである．
また，ペダル駆
駆動ユニットででは，Ｌ字プレレートを設置しこ
これを前前後方向に駆動
動することで，アクセル，ブレ
レーキの 2 つののペ― 461 ―(aa)Steering wheeel drive mechaanism(b) Pedal drrive mechanismmFig.1 Drive sub units oof a joystick drrive system

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 車両
重度の障害者
重が自ら自動車車を運転し，単単独で広範囲をを移動でできるようにするためには
は，ジョイステ
ティック式運転転装
置ののほか，様々な機能を実現現する装置や設設備を車両に搭搭載する必要がある．車両後方かから自動車に乗乗り込むためのの電
ハッチと電動リフト（図 55）や、車いす
すを運転席部分分に動ハ固定定する装置（図 6）に加ええて，運転中にに的確なタイミミン
グでで操作が必要であるホーン
ン，ライト，ワワイパー，ウィィン
カーーなどの操作ボタンはジョ イスティック
クによる運転をを行
いつつつ操作できるよう，手元元に移設する必必要がある．
Fig.2 D
Driver cockpit with
w a joystick driive system
2-2
2 高速走行の ための可変感
感度機能
可変感度機能可は，広範囲ににわたる車両速
速度域に対してて，
車両
両走行の安定 性と操作性をを維持するためめの機能であるる．
ジョイスティッ クの傾斜角にに対する，ハンンドルの回転角角の比率率を感度と呼 ぶが，これをを車両速度に応応じて変化させせる
ことで，低速域 から高速域ままでの車両速度度にわたって安安定
Fiig.5 An electricc hatch and an electric lift on the back of a car
cて走行できる
る工夫を施してている．停止 状態から，時
時速
して
20k
km 程度の走行
行速度における感度設定を図 3 に示す． ハ
ンドルの最大回 転角とジョイスティックのの最大傾斜角をを直で結ぶ（同図 の点線）と，感度が高すぎ
ぎて極低速にてても線で自動動車の運転が 困難であった
た．そこで，実実線で示す，折折れ
線をを基本の感度 関数として用用いている．車車両の速度上昇
昇に伴いい，この基本 関数が感度をを低下させる方
方向，つまりジジョイススティックの傾
傾斜角に対すするハンドルのの回転角が小ささくなるるように，感度度関数を変化させることでで，時速 120km
mまでのの車両速度で の安定した走走行を実現してている．

Fig.6 Wheelcchair docking ssystem on the driverdpositionwcontrol
Fig.3 Seensitivity functioon for steering wheel

Fig.4 V
Variable sensitivitties depend on veehicle speed

4. 安全性対策
ジョイスティ
ジ
ック式運転装装置の基本構成
成は，運転者がが操作す
する 1 本，もしくは 2 本ののジョイスティィックから送信信される 2 自由度の指令に基づき
き，ハンドルをを回転する第 1 の動モータと，アクセル・ブ
ブレーキを作動
動する第 2 の電電動
電動
モーータをそれぞれ駆動制御すするものであるる．よって，運運転者はは，ハンドルやペダルなど
どの本来の自動動車の操作装置
置に物理理的に触れることなく自動動車を運転するるバイワイヤシシス
テム
ムの一種と考えることがでできる．開発ししたジョイステティックで操縦する自動車においいては，ハンドドルとペダルつつまオートマチックトランスミ
ミッションの自自動車における
る走りオ
行中に操作する主要な操縦装装置をバイワイイヤ方式としててい．つまり，ステアバイワイ
イヤおよびブレ
レーキバイワイイヤる．
を同同時に実現しているといええる．そこで重重要となるのは
は，
装置
置の信頼性と安全設計であある．自動車のの走行中にハンンド
ルがが回転しなくなる，またははペダルが作動
動しなくなる，などのの事態を回避するため安全全設計として行行った主な項目目を
表 1 に示す．
5. 車両の走行
前述した可変感
前感度機能を備備えたジョイススティックによよる
ハンンドル制御による車両走行行を行った．走走行データを図
図 7に示示す．走行記録
録時間は 12000 秒であった．走行開始時おおよび 12001
秒付近では車両速度がが低いことからら，操舵輪角度度（前輪のの舵角）は 5°程度の操舵がが行われているることが確認ででき― 462 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）る．一方，300 秒
秒から 1000 秒 の間では，600～85km/h におおよ
高速走行を行っっており，こ の速度域におおいては操舵輪
輪角
ぶ高度はは±1°以内にに収まっておりり，運転者によよる緩やかな方
方向調整
整がなされていいるものの， 蛇行のようなな不安定動作はは発生ししておらず，安安定した高速
速走行が可能ななことが確認でできる．
f car safety
Table 1 Impoortant functions for
項目
項
具体的内容
容
センサの
セ
2 重化
ハンドル角
角度，ペダル踏
踏込量の検出，およびジョイスティック
クの操作検出をを行うためのの角度センサをを全 2 重化
センサ，モータセ， センサ，モータ動力線，およびモータ
タ
動力を伝え
クラッチ配線のク
えるクラッチのの配線が断線し
し
断線検出
断
ていないか
かを常に監視空気圧式緊急空
圧縮空気ににより作動する
る緊急停止ブレ
レ
ブレーキ
ブ
ーキを装備
備．ジョイステティックのブレレーキ操作側側の終端に作動
動スイッチを設
設
置し，ジョイスティック
クから手を離ささなくとも緊緊急ブレーキをを作動させるこことができる．

教習前にジョ
教
イスティックク車を購入してて，その車両をを教習所
所に持ち込まなくてはなららない点と，事事前に教習所ににジョイイスティック車両での教習
習実施を承諾ししてもらう点等
等が健常常者と異なるのみである．
取得できれば無事に免許が無ば，自動車免許
許の条件等の欄欄には「アクセル，ブレーキ及びびハンドルをレ
レバーで電子制
制御下に操作するＡＴ車の普通通車に限る．」という記載がが記の下入され，運転免許証が交付さ
される．
7. 結言
ックで運転すジョイスティ
ジ
する自動車の開開発とその実用用化につついて述べた．ジョイステ
ティック式自動動車運転装置のの開発にには電動モータのコンピュ
ュータ制御技術
術を応用し，電電動
モーータの力で自動車のハンド
ドルやペダルをを機械的に作動
動させ，，軽い力，小さなストローークでのジョイ
イスティック操操作による自動車運転を実現した
た．車両の低速
速域から高速域
域にたる安定した車両走行を実実現するためにに，ジョイステティ
わたック傾斜角とハンドル回転角角の比率を車両
両速度に応じてて可にする可変感度機能を実装
装し，安全で操操作性のよい運運転変にを実実現した．本報で紹介したたジョイスティィックで運転すする
自動
動車は国内で製造されたジ
ジョイスティッ
ック車両としてて初めてて陸運局より認可を得るこことができ，現
現在㈱ミクニラライ
フ＆＆オートから販売されていいる[4]．
謝辞
辞ジョイスティッ
ジ
ックで運転する自動車は，㈱ミミクニ ライフ＆＆オート（旧㈱ニッシ
シン自動車工業
業）との共同研研究により開発したのです．関係者
者各位に感謝申し上げます．
もの
参考
考文献
(1) 「重度筋ジス
ストロフィー患
患者の自動車運
運転に対する規
規制

Fig.7 Caar drive test
6. ジョイスティ ック車を用いいた運転免許取取得
重度の障害を
重伴う人でもジジョイスティッ
ックで運転する
る自動車
車を用いて普 通自動車免許
許を取得できるる可能性があるる．
ただだし，どのよ うな障害あるいはどのよううな障害の度合合いも保保障できるも のではない．免許取得のたためには，許可
可を受けけた指定自動 車教習所にジジョイスティッ
ック車両を持ちち込
み，教習所を卒 業後，運転免免許センター・試験場にて学
学科試験
験を受験．教 習では健常者者と同様のメニ
ニューをこなし
して運転転技術を習得 する必要があ
ある．

(2)
(3)

(4)

― 463 ―

緩和を求める
る調査研究と社
社会啓発事業」研究補助事業
業報告書，社）日本筋ジストロ
ロフィー協会国キャラバン 「地域生活の新
新たな支援シスステ
JOY-VAN全国
ムの研究」報報告書，財団法
法人）日本財団団
和田正義，亀
亀田藤雄“片手手による自動車車の運転を支援援するジョイステティックシステテム”日本福祉祉工学会誌Vol.11.
No.2, pp.43-4
48, 2009．
㈱ミクニ ライフ＆オート
ラト“ジョイステティック運転装装置”
http://www.nissin-apd.co.jp//products/joysticck_drv/(2017.7.28閲覧)LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）スマートフォンで動作する触覚を用いたテーブルゲームシステムの試作
河内 了輔 1，前田 義信 2，新川 拓也 31
新潟医療福祉大学医療技術学部視機能科学科，2 新潟大学工学部，
3
大阪電気通信大学医療福祉工学部医療福祉工学科
した．被験者には手札の確認と場札の出し方を練習する時間を 5

1． はじめに点字を貼付したトランプや盤面に立体形状を付与した囲碁な分程度与え，アイマスクを装着しない被験者を加えて計 3 名のプ

ど，視覚障害に配慮したテーブルゲームがいくつか存在する．こレーヤでゲームを実施した．その結果，視覚が使えないプレーヤのようなゲームを利用することによって，視覚障がい者と晴眼者がいたとしてもゲームが成立することを確認した．

が共にゲームを楽しむことができるが 1)，晴眼者と視覚障がい者ではゲーム中に情報を得るために使う感覚器が異なるため，有利5．まとめ
本研究ではスマートフォンで動作する触覚を用いたテーブル

不利が発生する要因となり，ゲームの進行に影響を及ぼすことがゲームシステムを試作した．試遊実験の結果，視覚が使えないプ

考えられる．
本研究では，同一のルールの元に対等に遊戯できるテーブルゲ

レーヤが混在した状態であってもゲームが成立することを確認

ームシステムの開発を行っている．本稿では，「手札」と「場札」

した．今後は，視覚に障害を持つプレーヤにも試遊実験に参加しが存在するカードゲームについて，1）カードの代わりに立体形てもらい，本システムの操作性の向上や新たなゲームルールの考状を有するコマを利用し，2）コマの持つ情報を指の触覚と聴覚案を試みる予定である．

で確認する形態を有すゲームシステムを試作したので報告する．

2．試作システムの設計
図 1 に試作したテーブルゲームシステムの外観を示す．本シス
テムはスマートフォンに専用のアプリケーションをインストー
ルし，ペーパークラフトのコマ（図 2）を立体的に組み立てて使用する．プレーヤはコマの底面に設置された刻印（図 2a）を指で触り，その種類を確認する．コマを場札として出す際には，プレーヤはスマートフォンの後部に設置された板の上にコマを置く．
この板はスマートフォンのカメラの視野に入る位置に配置されており，2 mm 程浮き上がった縁にコマの底面が接触するように
図 1 試作したテーブルゲームシステムの外観

置くと，コマに印刷されている QR コード（図 2b）にスマートフ
ォンのカメラのピントが合い QR コードが認識される．QR コー
ドにはコマの情報が記録されており，認識されるとスマートフォ（a）コマの種類を示す刻印

ンのスピーカからコマの種類が音声で出力され，プレーヤが出した場札の情報を他のプレーヤに伝えることができる．

3．ゲームルール
基本的なルールとしては，場に出ているコマの種類と同じものを手持ちのコマから出し，手持ちが無くなれば勝ちとなる．プレーヤ数は 3 名，ゲーム開始時に配布されるコマは 5 個である．コ（b）QR コードマの種類は，月，星，太陽の 3 種類とした．なお，場に出ている

図 2 ペーパークラフトのコマ

コマの種類を変更する変更コマ，隣のプレーヤに追加のコマを取らせる攻撃コマ，変更コマの機能と攻撃コマの機能を併せ持つ特参考文献

殊コマも存在する．

1)バーバラ・ブラウン：非光学的・電子的ロービジョン補助具，

4．試遊実験

簗島 謙次：ロービジョンハンドブック，41，診断と治療社，本システムを 22 歳女性 2 名，35 歳男性 1 名に試遊させた．被(1999)．

験者のうち 2 名はアイマスクで視界を遮った状態で実験を実施― 464 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）福祉用ペットロボットの設計Design of welfare pet robot学 京島 建多（日工大院）  中里 裕一（日工大）   

Kenta KYOUJIMA Nippon Instiute of Technology student
Yuichi NAKAZATO Nippon Instiute of Technology nakazato@nit.ac.jp

Research on pet robots is being studied by many research institutes. In conducting
research, we conducted several questionnaire surveys on pet robots. As a result of thequestionnaire investigation, many opinions were received that the pet robot is tooboring. Consequently, we will focus on the behavior of pet robots in this research.
According to the surveys, some opinions observe about the inconvenience of charging.
Therefore, we will conduct the research to create the pet robot which can charge byitself. To incorporate the functions, we will review the mechanism, increase the numberof motors, and redesign the pet robot.
1.

はじめに

近年の日本は  歳以上の高齢者の割合が年々増加するとともに、認知症を伴う高齢者の方も増加している。本研究では、認知症の抑制方法としてアニマルセラピに着目した １ 。
しかし、実際に動物と関わって行われる療法のため、日々のお世話やアレルギーや感染症などといった問題を抱えている。これらの問題を解決する手段としてペットロボットを用いる方法が挙げられる。
本研究では認知症の症状の改善・発症の抑制を目的として、対象者が癒され、親しみを持てるペットロボットの研究・開発を行っている。
人が持つ知識や経験を引き出しつつ、感情的な行動を主観的に連想させるロボットの形態として①人型、②身近な動物
型、③身近でない動物型④架空の動物やキャラクターなどに分類される ）。本研究では、ペットロボットの問題点として挙げられている「飽き」 ）の改善策として、「会話機能の付加」、「違和感のない動作」）を考慮し、架空の動物やキャラクターに着目し、一連の研究によって「デフォルメされた短脚の二足歩行型のクマ」のペットロボットを提案している。
)LJ に機体の外観を示す。
また、養護支援施設等でアンケート調査を行ったところ、ペットロボットを赤ちゃんのように扱う方が多く、本研究ではその様子と回想法を結び付けている。そこで、子育てしていた時期を思い出してもらえるように「お世話してもらう」
ペットロボットを検討する。










Fig. 1 Structure and appearance of the robot

2．研究方針
ペットロボットを製作には対象者の意見を参考にする必要がある。養護施設等から得た結果に充電のしにくさや動作の少なさに多くの意見が寄せられた。そこで本研究はこの つを見直す。
まず充電について見直す。機体を製作する上でアニマルセ
ラピを効果的に得るために患者に機械的要素を連想させてはならない。先行研究ではクマロボットの充電用マグネット
プラグがぬいぐるみからはみ出ており、対象者の方にマグネットプラグを使用して、充電してもらうことで精神的な健康の回復を促進させた。しかし、この方式は接触不良が生じる
ことや安全性の問題、マグネットプラグを繋ぐ動作が対象者には難しいという声が挙げられた。また外観のぬいぐるみらしさを損ねてしまう。そこで、充電方式を無接点充電に変更
して充電しやすさを検討する。
実際にペットロボットを使用する場合、対象者がペットロ
ボットの充電を行うことが考えられる。しかし対象者が充電を忘れてしまうことも考え自己充電を行えるようにする必要がある。充電ターミナルはベッドを用いたものが製作さていて自力でベッドに乗り充電を行えるようにしなければならない。また )LJ のペットロボットは軽量化によりサーボ
モータの小型化や数を削減している。削減した分を補うために糸やプーリを歩行時の際に使う部位と肩と手に施されている。サーボモータを補うために入れていた糸であるが動作と共に糸が緩まることや糸を固定するネジにより糸が切れてしまうことなどメンテナンス性に問題があると思われる。
さらに糸やプーリで行える動作にも限りがある。動作の幅が広くなるように設計を行なう。
3． 機構の設計
機構の設計にあたり、動作について考える必要がある。その動作について、アニマルセラピや回想法の効果を高める動作にしなければならない。本研究での回想法は子育ての記憶を思い出してもらうことを考えている。この２つの療法を備えている場合、片方の療法を阻害してしまう動作にも考慮しなければならない。そこでこの２つの療法の共通点である、お世話をすることに着目する。ペットロボットの動作を見て助けを連想させる動作の検討をする。例えば歩行中に転び、痛がって泣いている動作やペットロボットでは上れない段差がある場― 465 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）合は抱っこを要求することが挙げられる。このことやベッドでの自己充電を行うことを考え設計する。これらの動作を行えるようにするために各部位にサーボモータをのせる必要がある。fig.2 に載せる。

Fig.2 Freedom of pet robotサーボモータの選定
動作の幅を広げるために ILJ に搭載されているサーボ
モータの数より多くする必要がある。だが ILJ で製作されているペットロボットはアンケート結果で軽量化を求められてきた。現在の重量は ｇとなっている。その重量を大幅に変えないためにも小型のサーボモータを選定する必要がある。先行研究で使われたサーボモータの最大トルクは
NJ・FP であり、これは二つの関節を一つのサーボモータ
で補うために選定されたトルクである。今回使用するサーボ
モータは各関節に  つ使用するので NJ・FP でなくとも補えると考える。ILJ に使用されているサーボモータの仕様
を WDEOH に 示 し 今 回 使 用 す る サ ー ボ モ ー タ の 仕 様 を
WDEOH に示す。
WDEOH 6HUYRPRWRUXVHGIRUSUHYLRXVUHVHDUFKQDPDH
0LFUR%%0*
966$
1$52%%-5
PDVV

J

J

J

VL]H
WRUTXH××PPNJ・FP××PPNJ・FP××PPNJ・FPQXPEHU







すことでベッドでの充電を行えることを考える。ILJ に本研究で製作するペットロボットの考案図を載せる。サーボモータの配置は、上半身で  個と下半身で  個に分けられている。腹部にはヨー軸にサーボが二つあり歩行時の重心を調整するためのものと座ったときに体の向きを変えるためのサーボモータである。










   )LJ'HVLJQGUDZLQJRIQHZSHWURERW充電方法
充電方法に 4L 規格に対応した 3DQDVRQLF 製の無接点充電
パッド（4(70）を使用して、無接点充電のターミナルの製作を試みている。無接点充電パッド（4(70）の構造は、
ムービングコイル方式である。無接点充電器側の送電コイル
が、充電する機器の充電コイルを検出して移動するため、送電コイルが検出する範囲内であればどこに置いても電力伝送が可能である。このため、常に送電側と受電側のコイルが最適な位置関係となり、効率的な充電が実現する。
無接点充電の外装となる充電ターミナルの材料は、木の持
つ自然な温もり、暖かさを感じる効果を考え、木材で製作した。また、「お世話してもらう」の動作のひとつとして、ペットロボットを寝させ充電することを考え、ILJ にベッド型の充電ターミナルの図を載せる。また、無接点充電パッド（4(70）をベッド型の充電ターミナルに埋め込めるようにする。


WDEOH 6HUYRPRWRUWREHXVHGWKLVWLPH
QDPDH
6*5
6*
0*%
PDVV

J

J

J

VL]H

××PP
NJ・FP××PPNJ・FP×
×PPNJ・FP

WRUTXHQXPEHU

ベッドでの充電を自力で行う際に膝関節に小型でトルクの高いものを選定し首や肩などパーツの重みが少ない部位には低トルクのものを選定した。
 ペットロボットの設計
ペットロボットに自己充電を行わせるためにベッド型の充電ターミナルに寝ることつまり充電を行えるような設計を施す。ベッドで寝る動作について説明する。膝関節を使いベッドに座ってもらい足を上げて座った際に腹部にあるヨー軸のサーボモータで体の向きを変え最後は膝関節を元に戻Fig.4 Charging method

Table 1 Specification of wireless charging（QE-TM101）
6L]H  PP
PDVV
約 JRXWSXW
0D[:
また、無接点充電の問題として充電する際に間にものがある場合、充電が行えるのかを検討する。
― 466 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 充電実験
 充電をする際にバッテリはペットロボットの内部にしまわれている。さらに外装はぬいぐるみを着せているためその状態から充電を行えるかの実験を行う。布を用いる場合、正確な厚さを測るのが困難であると考えベッドが木材であることから木材を間に挟み実験を
行う。

 
5.実験結果

充電結果について、ILJ と ILJ を参考に説明する。
)LJ はパッドとバッテリの間にはぬいぐるみの生地だけを挟んだ場合の充電である。パッドの右上が点灯していることから充電が行えていることがわかる。しかしバッテリとパッドの間に金属製品を挟んでの充電は行えず、このペットロボットの背中部分にはチャックが付いているためその結果うつ伏せで充電になってしまった。)LJ についてだが木材を間に挟んでの充電である。その結果厚さ PP 程
度のものまでなら間に挟んでの充電を行えることがわかった。


Fig.5 charging 1

Fig.5 charging 1

6．おわりに 設計に関して現状は簡易な設計しか行なわれておらず、正確な寸法やサイズまでは割り出せていないので寸法を決め次第、製作に移る。

充電に関しては無接点充電に対応したベッドの完成と回想法を高めるために掛け布団の製作を行いたい。
これらの製作を完成させ養護施設に行きアンケート調査を行い対象者の求めるペットロボットの製作を行う。


参考文献
  橋本泰子「認知症の予防と対策」 初版プレーン出版S
  柴田宗徳「ロボットセラピーの展開」『計測と制御』第 巻第  号S
  柴田宗徳「ロボットと癒し」『映像情報メディア学会誌』
9RO1RS  柴田宗徳「ロボットセラピーの展開」『計測と制御第 巻』第  号S
  金井孝之・金井康通・野村直児「置くだけで充電可能な:3& 方式ワイヤレス充電ケータイ」『177'2&202 テクニカルジ
ャーナル』9RO1RS

― 467 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ロボットセラピーにおける姿勢解析を用いた評価アプリケーションの開発
Development of evaluation application using posture analysis in robot therapy〇近藤智子（芝工大） 井上薫（首都大） 李虎奎（芝工大） 米田隆志（芝工大）Satoko KONDO, Shibaura Institute of Technology
Kaoru INOUE, Tokyo Metropolitan University
Hokyoo LEE, Shibaura Institute of Technology
Takashi KOMEDA, Shibaura Institute of Technology

Abstract：In order to reduce the use of drugs for surrounding symptoms in dementia, medicine-less treatment(non-drug therapy) is used in combination. One of them is robot therapy, and mental commit robot "Paro" isused. In this research, we develop an evaluation application that can perform subjective evaluation andquantitative evaluation on it at the same time, enables easy evaluation at the site, and contributes to theprovision of better care. In the application, we analyze by posture as quantitative evaluation. In this report, weverified the validity of attitude analysis evaluation on the effect of therapy and report its result.
Key Words：Robot therapy, Paro, Posture analysis, evaluation application, Dementia
1. 序論
現在わが国では，高齢者人口の急増に従い認知症
患者数も増加し，2020 年には 325 万人まで増加するといわれている[1]．認知症の主な原因疾患とされる
アルツハイマー病や脳血管障害は，現時点で根本的な薬物治療を行うことは困難である．そこで，向精神薬などの余分な投薬を減らすため，薬に頼らない治療（非薬物療法）が併用されている[2]．
非薬物療法の一つにロボットセラピー（RAT：
Robot Assisted Therapy）があり，PARO（Fig1）のようなロボットが活用されている [3]．メンタルコ
ミットロボットは，人と共存するロボットで，可愛いや心地いい等，人からの主観的な評価を重視し，人との相互作用によって人に楽しみや安らぎ等の精
神的な働きかけを行う．例えば，柴田らによる先行研究 [3]により，パロを用いたセラピーは，心理的効
果・社会的効果・生理的効果があることが確認されている．特に認知症患者に対しては，心理的効果・
社会的効果があることが期待されている[4][5]．
 しかし，その効果を検証する臨床調査は，主に記録用紙を用いた主観的評価であり，その記録を PCへ入力する必要がある．そのため，解析に手間がかかり，観察者の負担が大きい．また，医療・福祉専
門職による観察は主観の影響を受け，観察者による評価基準の違いが生じるため，誤差の生じにくい評
価基準が必要である．一方，定量的評価では，大型な機器は現場での使用が難しい場合が多く，小型かつ操作が簡単であることが望まれる．

 そこで本研究では，観察者の業務支援を行う評価
アプリケーション（以下，アプリ）及び評価機器を開発する．その目的として，主観的評価と定量的評価を同時に行い観察者間のばらつきを小さくし，さらに観察者の負担を小さくする．これらにより，現場で容易な評価を行え，患者に適したセラピー方法の発見に寄与する．また，それにより認知症患者に対し適切なケアを提供でき，対象者の QOL の向上に繋げる．

Fig.1 Mental commit robot「Paro」[3]2. 作成するアプリケーションの概要
2.1 評価方法の提案
パロによる RAT の効果を検証する一助となる，
Fig.2 のフローチャートに従うアプリ形式の評価方法を提案する．評価アプリでは，評価項目や評価の程度をモニタ上に提示された選択肢からチェック
して入力できるように操作を容易にした．さらに，患者の負担を軽減する定量的評価方法を導入し，その結果を bluetooth 通信によりアプリに表示する．
観察の前に患者に期待するセラピー効果を設定し，― 468 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）目標設定を行う項目を作成した．また，観察中に評
価方法に対して疑問や評価時，判断に迷う状態が確認された場合は，評価の段階を定義した HELP タブを確認し，適切な判断の下に評価を行う．主観的評
価と定量的評価の結果を定量化・比較し，最後に目標に対する達成度を総合判断する．
Fig.2 Flow chart of the application

2.2 主観的評価の評価項目
 本研究では主観的評価として観察評価結果の定量化を行う．その際利用するロボット活動記録項目はTable.1 に示す要求仕様のもと作成された．さらに，使用するロボット活動記録項目は，医師や理学療法士等からの意見を基に作成された．本研究では，観察のはじめに，「評価項目 1．活動において観察された効果と判定（コミュニケーションの活性化，心理面の働きかけ等）」（Fig.3）の中からセラピーの目的を明確化し，アプリ上で設定し，目標設定を行えるようにする．さらに，設定した目標が達成できた
かの評価を行い，容易にセラピー効果を確認できるようにすることで，解析などの手間を省き観察者の負担を軽減する．目標達成を確認した後，患者それぞれに合ったパロによる期待するセラピー効果を検討する．
 また，ロボット活動記録項目では，判定方法を 5段階以上とし，患者の普段の状態と比較できるような評価項目を新たに作成する．さらに，客観的に評価を行う「評価項目 2．活動前・活動中・活動後の対象者の状態（表情等，対人交流）」（Fig.4）を設けた．状態変化を評価する場合，判定方法を厳しくすると評価の誘導になる危険性がある．そのため，観察者は-5～+5 点の 10 段階で回答を行い，同時に定量的評価も行うこととした．これにより，観察評価いによる主観的・定量的評価の結果を比較し，ばらつきを小さくする．以上のことから，2 つの評価項目
カテゴリを持つロボット活動記録項目を作成した．

評価項目 1 は，観察された効果を評価する項目であり，観察された項目にチェックし，その項目のみ 6
段階（+5・+3・+1・-1・-3・-5）で段階的に評価を行うこととした．その際，HELP タブに定義された評価段階を確認しながら評価を行う．また，評価項
目 2 では，表情や集中度等の対象者の状態変化を 10段階で客観的に評価する項目である．この時，ロボット活動前と活動中の 2 つの値で評価を行うことで状態変化を評価することとした．
 また，各項目に対し，観察者間の回答の一致度を検証する信頼性評価実験を行った．この実験において，評価項目 1 では k 係数，評価項目 2 では相関係数を算出した．k 係数は 2 者間の回答の一致度を評価する指標，相関係数は観察者の基準の差を考慮し評価する指標である．本実験では，各評価項目の結果 0.60 以上で十分な信頼性とした[6]．評価項目 1 は
k 係数 0.60 となり観察者間のばらつきは小さく信頼性は十分であったが，評価項目 2 では相関係数 0.55
であり信頼性は不十分であったため，評価項目 2 では定量的評価も同時に行い結果を比較することで評価の曖昧性を軽減することとする．
Table.1 Required specifications of the application
Possible to set targets and check achievement level
Create a HELP tab showing a simple example
Evaluation method of 5 steps or more
Create new items to be evaluated "compared tousual"

Fig.3 Evaluation item 1

Fig.4 Evaluation item 2
2.3 使用する定量的評価方法の提案
評価アプリで使用する新しい定量的評価方法の提案を行った．観察者・患者の負担を軽減できるような評価方法として，定量的評価では，姿勢等の体の動きを評価することとした．心理学的に，好意を持つ物には，体を正面に向けることや身を乗り出す等
距離を近づける姿勢をとることが確認されている [7]．
これらを定量的に評価することで，患者のパロへの興味，関心の状態を評価できると考える．評価方
法としては，患者への身体的負担の小さい Kinect を使用し，肩関節，腰関節から Fig.5 に示す身体の傾き具合θを計測することとした．θは式 1 を用いて求める．

― 469 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）πθ = − cos −1 (𝑎𝑎𝑐𝑐) ×
2

180
𝜋𝜋

 ・・・（1）Fig.6 Experimental landscape（a）（b）
Fig.5 Image taken by Kinect（（a）：Skeleton image，（b）：Color Image）
3. Kinect による定量的評価
3.1 実験目的 Kinect による撮影によって，ロボット活動時の対象者の状態を観察する．また，対象者の活動前・活動中の身の乗り出し具合を比較することで，Kinectによる定量的評価がセラピー効果の検証に有効かどうか検証するため，臨床施設において実験を行った．
3.2 実験方法
 実験場所はリハビリテーション病院とした．被験者は，認知症を持つ高齢者 4 名（A，B，C，D）とした．対象者にはロボット活動としてパロとの触れ合いを行ってもらい，その時の姿勢を肉眼で観察し，3.3 実験結果
 本実験では，Kinect により対象者の肩関節・腰関節の座標から角度θを算出し，身の乗り出し具合を評価する．関節角度θは，ロボット活動前・中のそれぞれ 30[s]間の結果を平均したものである．実験結果は Table.2，Fig.7 に示し，ロボット活動前とロボット活動中の対象者の姿勢を表す．Table.2，Fig.7
より対象者は活動中に活動前よりも身を乗り出していることが確認できる．また，2 名の患者において，ロボット活動前は提案した基準値（90[deg]）以下であるのに対し，ロボット活動中は基準値以上である
ことが確認された．
 また，ビデオや本実験を理学療法士の観察から，対象者 C，D は対象者 A，B ほどではないが，パロに対し好意的なことがわかった（身体は動かさずに話しかける，微笑を浮かべる等）．

kinect およびビデオを使用して記録し，結果を分析した．

 対象者はロボット活動を行う席まで自分の脚で歩き，その間に Kinect によって認識を開始した．席に着いた後，数分はロボット活動を行わず，施設のスタッフとの会話等，普段通りにしてもらった．その後，スタッフが対象者にパロを渡しロボット活動を開始した．ロボット活動中を 5 分前後行い，その間
Kinect とビデオによって撮影を行った．
 本実験では，Kinect による撮影を行うため，車い
すやひざ掛け等の使用はしないようにした．また，対象者がロボット活動やビデオによる撮影を嫌がる
状況が確認された場合，直ちに実験を中止した．
 また，施設職員の意見より，高齢者は通常椅子にもたれかかっていることが多く，背もたれから身体を浮かせることだけでも 臨床的には大きな意味があることがわかった．その際，わずかな動きであっ

A
B
C
D

Reference
valueても，主体的に動こうとすること自体に大きな意
味がある．それは，リハビリテーションでは患者
自身が自分の意思でやるということが重要視されるからである．そこで，本実験では 90 度を基準値とし，それ以下（前傾姿勢）では対象者はパロに対し好意的であり，リハビリテーションに対しパロによるロボット活動の効果が期待できることとする．
 なお，本研究は，実験を実施した医療法人財団

健和会倫理審査会により承認を得た上で実施した．
対象者には研究に関して十分な説明を行い，同意を得た．

Table.2 Patient's posture
before and during activity
Joint angle
Joint angle
before activity [deg]during activity [deg]
80.2
101.9
82.3
98.5
62.7
80.7
95.8
99.1

Fig.7 Patient's posture
before and during activity
3.4 考察 実験結果 Fig.7 より患者が 2 名（対象者 A，B）で，ロボット活動前は提案した基準値以下であるのに対し，ロボット活動中は基準値以上であることが確認された．これは，対象者がロボット活動前は椅子に寄りかかっていたが，ロボット活動中は椅子の背も― 470 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）たれから身体を浮かしパロに近づこうとしていることを示す．このことから，対象者はパロに対し好意的な印象を持った可能性がある．よって，背もたれから身体を浮かせることは自らパロに触れ，交流を取ろうとしたことが考えられ，90[deg]という基準値は適切であることがわかる．
 一方，対象者 C，D ではロボット活動前・中で基準値を跨がなかった．しかし，Table.2，Fig.7 よりロボット活動前よりもロボット活動中の方が身を乗り出していることが確認できる．また，観察結果から，対象者 C，D は対象者 A，B ほどではないが，パロに対し好意的なことがわかった（身体は動かさずに話しかける，微笑を浮かべる等）． 人による観察評

価および kinect による姿勢評価という客観評価
による総合的な評価を行うことで，より総合的かつ客観性の高い評価結果が提供できることを確認した．従って，本システムに対し，その有効性を確認できたと考える．

4．定量的評価方法の再検討
 3.2 章で行った実験をビデオにより再観察し，新たな評価方法を検討した．Fig.8 に示す結果は，パロを対象者に渡した後，30[s]間毎にパロに手を伸ばした
回数である．Fig.7 と比較すると，最も姿勢変化が少ない対象者 D では，手を伸ばした回数も最も少ない
ことがわかる．また，基準値（90[deg]）を跨ぐことが確認された対象者 A，B はパロとの相互作用中にパロに手を伸ばしている様子が多く確認された．このことから，姿勢変化だけでなく，対象者がパロに手を伸ばす回数を評価することは，パロの効果を検討する指標として利用可能であることが示唆された．
 今後は，参加者を増やし施設における Kinect を使用した姿勢評価実験を行い，好意を持つものに対し
身を乗り出す姿勢を取るのか確認すると同時に，パロに手を伸ばす回数も比較を行う．評価実験による高齢者の特徴抽出後，Kinect に代わる評価機器の開発を行うこととする．

価としての観察評価では定量化により客観性を高めた．また，HELP タブ等の機能を持つ評価アプリにすることで，入力の手間や結果の解析の手間を省くことができた．また，定量的評価としては，姿勢評
価を行うこととした．認知症をもつ高齢者を対象とした Kinect による姿勢解析の結果から，ロボットセ
ラピーにおいて効果が期待できる対象者は身を乗り出す姿勢をとることが確認された．さらに，ビデオによる評価方法の再検討の結果，パロに手を伸ばす
回数を指標に利用できる可能性が示唆された．
6．参考文献[1]厚生労働省，みんなのメンタルヘルス(2017/07/25)< http://www.mhlw.go.jp/kokoro/>[2]三宅貴夫，認知症ぜんぶ図解，メディカ出版，
p84-87.
[3] 柴田崇徳ら，“アザラシ型ロボット「パロ」によるロボット・セラピーの効果の臨床・実証実験について”，日本ロボット学会誌, Vol.29, No.3, 246-249(2011).
[4]Wendy Moyle et al, “Exploring the Effect ofCompanion Robots on Emotional Expression in”, Journalof Gerontological Nursing, Vol.39, No5, 46-53(2013).
[5] H. Robinson et al. “The psychosocial effects of acompanion robot: a randomized controlled trial.”, J Am
Med Dir Assoc., 14(9), 661-667 (2013).
[6]大阪大学腎臓内科，κ係数による reproducibilityの評価 (2017/07/28)<http://www.med.osaka-u.ac.jp/pub/kid/clinicaljournalcl
ub12.html>[7]和田実，好意，対人距離および話題が非言語的行
動と自己開示に及ぼす影響，実験社会心理学研究，
第 26 巻，第 1 号，1986.

Fig.8 Number of times reaching Paro during activity
5．結論
 本研究は認知症をもつ高齢者に対する RAT の効果について，より客観的に評価するシステムを提案するための基礎研究として位置づけられる．主観的評― 471 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）半側空間無視の物体中心無視に対する 3D-VR 型 cueing システムの開発
Development of 3D-VR type cueing sytem for stroke patients with object-centered neglect.
○ 萩原晨功（早大）

安田和弘（早大）

大平雅弘（横浜新緑総合病院）

室井大佑（亀田リハビリテーション病院）

齋地健太（早大）

岩田浩康（早大）

Akinori HAGIWARA, Waseda University
Kazuhiro YASUDA, Waseda University
Daisuke MUROI, Kameda Medical Center
Masahiro OOHIRA, Yokohama Shin-midori General Hospital
Kenta SAICHI, Waseda University
Hiroyasu IWATA, Waseda University
Abstract: In the present study, we proposed the object-centererd USN (Unilateral Spatial Neglect) treatment support
system in stroke patients. We conducted clinical test using the proposed system for three patients with object-centeredneglect on the apples test, the line bisection task and the line cancellation task to assess neglect at before and after theintervention. The result showed that a significant difference (p<0.05) was seen at the line bisection, but not at the apple test
and cancellation. Further, the result also suggested that neglecting symptom was improved only in far space but not in nearspace neglect.
Key Words: Unilateral Spatial Neglect, Attention, Object-Centered Neglect, Virtual Reality, Cueing
1. 背景
脳血管疾患の後遺症の一つである半側空間無視（Unilateral Spatial Neglect：以下，USN）は大脳半球病巣と反対側の刺激を報告すること，反応すること，向くことの障害であると定義されており (1)，USN を有することで日常生活活動に支障をきたし，円滑な社会復帰を困難にする．
この USN 症状の分類として，患者の身体中心線を基準に発生する「身体中心無視」と，注意を向けた物体中心において発生する「物体中心無視」に分けられることがある．
また，それらの無視症状を持つ USN 患者は「物体中心無視」
のみまたは「身体中心無視」のみ，両方を持つ者が存在し，
USN 患者の 6 割が物体中心無視，9 割が身体中心無視を持つことが報告されている (2)(3)(4)．
現状のリハビリでは身体中心無視に対する視覚探索課題
等が一般的な介入手法となっており，物体中心無視の割合
は比較的多いのにも関わらず，この障害に対する介入法は十分な体系化がなされておらず，根拠のある介入方法が確
立していない．また，物体中心無視と身体中心無視の病巣は異なり，それぞれ後側頭葉と背側前頭頂葉の損傷が関与することが報告されているため，神経心理学的な側面からも独立した治療を実施する必要性が高い (5)．
そこで本研究では， USN 患者の物体中心無視を治療支援する VR システムを開発し，物体中心無視を有する患者
3 名に対して，臨床試験を行い，即時効果について検証したので報告する．
2. 方法
2.1 実験参加者
USN を有する脳卒中患者 3 名を対象として実施した（左USN 患者 2 名と右 USN 患者 1 名の計 3 名）．
2.2 システム構成
本装置は HMD（Oculus Rift CV1, Oculus VR, Inc.），カメラ，PC から構成される（Fig.1(a)）．VR 環境はソフトウェ
ア（Unity, Unitiy Technologies）を用いて独自開発された．
本システムでは Oculus Rift CV1 のトラッキングセンサー

によって HMD の位置情報を取得し，VR 空間内の視点には首の回旋を反映している．開発した VR 空間には 4 桁の数
字が記載された長方形のオブジェクトを設置している（Fig1.(b)）．本システムでは操作者のコントロールにより映像上の Cue（Fig1.(b)中赤矢印）を非無視側から無視側へ移動させ，オブジェクトの無視端を指し示す（Fig.1(b)）．
2.3 手順実験手順を Fig.2 に示す．介入前後に USN 検査である線
分抹消課題，線分二等分課題(6)，Apple test(7)を近位・遠位空間において実施した．介入では，参加者に没入型 3DVR
空間内で提示された 4 桁の数字の読み上げ課題を，Cue により無視端に注意を誘導しながら 5 回×2 セット実施した．
2.4 評価・解析
線分抹消課題では，印をつけた線分数の割合を抹消率として算出した．
線分二等分課題では，線分の真の中点に対して印した二等分点の偏位した割合を偏位率として算出した（非無視側方向を正，無視側方向を負）．
Apple test では，チェックされたリンゴのうち無視側欠リ
ンゴのチェック数割合をエラー率として算出した．
上記評価指標を介入前後で Wilcoxon の符号順位和検定
を用いて比較した．但し有意水準は 5%未満に設定した．
3. 結果
遠位空間での線分二等分課題の偏位率は介入前後で有意差を認めた（p=0.0357）（Fig.3）．しかし，遠位空間での線
分抹消課題の抹消率と Apple test のエラー率は介入前後で有意差は認めなかった（Fig.4）．但し，Apple test では被験者内におけるエラー率の減少傾向が観察された．
また，近位空間での各指標では有意な改善差は認めなかった．

― 472 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）線分二等分課題は身体中心無視と物体中心無視の両方による影響を受けるとされており (8)，線分抹消課題による身体中心無視の改善は認められなかった．このことから本システムが物体中心無視改善に影響したことが示唆される．
また，遠位空間において無視改善を認め，近位空間では無視改善は見られなかった．近位と遠位空間の神経回路は異なることが分かっており，近位空間は下頭頂小葉，遠位
空間は上側頭回，側頭葉内側部が関わることが示唆されている (9)ため，VR 空間内で用いた遠位空間の表象に影響を与えたことが推察される．

(a) System appearance(b) Visual cueing
Fig.1 USN treatment support system

5. まとめ
本稿では，物体中心無視に対する，3D-VR 型 cueing シス
テムを用いて，当該症状を有する 3 名に対して，即時効果を検証した．その結果，線分二等分課題における改善が確
認でき，一般化までは至らないが本システムを用いた訓練
で物体中心無視の症状が改善した可能性が示唆された．
謝辞
本研究の一部は早稲田大学理工学研究所奨励研究費により実施されました．ここに謝意を表します．また本研究の臨床試験にご協力いただきました患者様及び，亀田リハビ
リテーション病院スタッフ，横浜新緑総合病院スタッフの皆様に深く感謝いたします．

Fig.2 Flow diagram of the experimentFig.3 Result of the line bisection task

Fig.4 Result of the apples test
4. 考察
本研究では，物体中心無視に対する 3D-VR 型 cueing シ
ステムを構築し，USN 症状のある脳卒中患者 3 名に対して，即時効果を検証した．その結果，遠位空間における線分二等分課題において改善が確認された．

参考文献(1) K.M.Heilman, “Neglect and related disorders," Clinical
Neuropsychology, vol. 3, pp. 279-336, 1993.
(2) Yue Y, Song W, Huo S, Wang M, “Study on the
Occurrence and Neural Bases of Hemispatial Neglect With
Different Reference Frames”, Archive of Physical
Medicine and Regabilitation, Vol 93, Issue 1, pp.156-162,
2012(3) Bickerton WL, Samson D,Wiliamson J, Humphreys GW,“Separation forms of neglect using the Apples Test:
validation and functional prediction in chronic and acutestroke.”, Neuropsyshology, Vol. 25, pp. 567-580, 2001(4) Medina J, Kannan V, Pawlak MA, Kleinman JT, Newhart
M, Davis C, Heidler-Gary JE, Herskovits EH, Hillis AE,“Neural substrates of visuospatial processing in distinct
reference frames: evidence from unilateral spatial
neglect.”, Val. 21, pp. 2073-2084, 2008.
(5) Rorden C, Hjaltason H, Fillmore P, Fridriksson
J,Kjartansson O, Magnusdottir S, Karnath HO,“Allocentric neglect strongly associated with egocentric
neglect.”, Vol. 50, pp. 1151-1157,2012.
(6) 石合純夫, "BIT 行動性無視検査日本版," 新興医学出版, 東京, 1999.
(7) Bickerton WL, Samson D, Williamson J, Humphreys GW,“Separating Form of Neglect Using the Apples Test:
Validation and Functional Prediction in Chronic and Acute
Stroke.”, Neuropsychology, Vol. 25, pp. 567-580.
(8) エリック R カンデル, “カンデル神経科学”, メディ
カル・サイエンス・インターナショナル, 2014.
(9) F.H. Previc, The neuropsychology of 3-D space,
Psychological Bulletin, vol.124, pp.123-163, 1998.

― 473 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）運動支援プログラムにおける壁面ディスプレイ利用の効果
Using Wall Display for Exercise Support Program○ 鈴木真（東京電機大 情報環境学部）  河村剛光、青木和浩（順天堂大 スポーツ健康科学部）
Makoto SUZUKI, School of Information Environment, Tokyo Denki University
Yoshimitsu KOHMURA, Kazuhiro AOKI, School of Health and Sports Science, Juntendo University
1.

背景技術の進歩により近い将来、壁や天井など周囲環境のど
こでもがディスプレイとして利用できるようになると予想される。既に公共の場でサイネージや案内誘導などで利用され始めているが、こうした技術が一般家庭にも普及する
ことで、単なる大画面ディスプレイでの映像表示にとどまらない、新たなアプリケーションを生み出すことが期待できる。
例えば Microsoft の”Roomalive”がある(1)。これは Kinectとプロジェクタを組み合わせたものを複数、室内に設置し、
距離画像情報を元にリアルタイムでプロジェクションマッ
ピングを行うもので、具体的なアプリケーションとして壁紙や椅子のテクスチャなどを瞬時に模様替えしたり、室内全体をゲーム画面に見立てたりする例が示されている。将来的には、仮想的な物体とのインタラクションが一般家庭内でも手軽に実現できると考えられる。
こうした新しい技術を活用する例として、ゲーミフィケ
ーションによる運動支援が考えられる。市販され広く普及したものとして任天堂の Wii があるが、Virtual Reality の概念が登場した頃から、退屈な身体訓練を楽しみながら長く続けられるようにするため、TV ゲームの対話的な要素を取り入れる仕組みは注目されてきた。前述した室内空間において仮想物体とインタラクションできるシステムの実現
は、このような運動支援のアプリケーションのいっそうの多様化につながると考えられる。
このような考えのもと我々は、壁面全体をディスプレイ
としたときに可能となる運動支援プログラムの開発に取り組んでいる。昨年度では、Fig. 1 に示すように短焦点プロジ
ェクタを天吊りにすることで模擬的に壁面ディスプレイとし、Microsoft Kinect の利用によって、何も装着せずにプレイヤー身体位置を計測してインタラクションを可能とする提示系を構築し、試作した仮想キャッチボールプログラム
をプレイしている際の筋電図計測から、一定の運動効果が得られることを報告した (2)。

本報では、その際に挙げられた課題点を踏まえた新たな運動支援プログラムの制作と、壁面サイズのディスプレイ
でプレイすることによる運動支援への効果を、筋電位および加速度計測から考察する。
2.

運動支援プログラムの制作
昨年度の仮想キャッチボールプログラムは、楽しみながら体を動かすことには繋げられたものの、以下のような課題が挙げられた。
（１）三次元 CG での表示
プレイヤーの視点に合致するよう透視投影パラメータを設定した三次元 CG を利用したが、プレイヤーは左右に移動した時に、実際に見える風景とは異なる表示となる。試みにプレイヤー位置に合わせてレンダリングの視点も移動させてみたが、そうするといわゆる「VR 酔い」と同じような状態になり、どちらにしてもプレイヤーには違和感を抱
かせてしまった。
（２）運動させる部位
まずは安定して計測できる体幹位置だけを利用していたので、プレイヤーが行うのは左右への移動のみとなっていた。シンプルで分かりやすいが、効果的な運動のためには上肢も動かしたほうが良かった。
（３）運動負荷強度
ボールの飛んでくる位置がランダムなので、大きく動かなければならない場合と、あまり動かなくても良い場合が生じてしまい、運動の負荷が一定しないものとなっていた。
ゲームとしては許容されるとは考えられるが、評価実験には不向きであった。
そこで今回は、２次元的に表示することでプレイヤーに与える違和感をなくし、上肢の運動も取り入れることとした。

Fig. 2
Fig. 1

Schematic Layout of the Projector and Kinect― 474 ―

3x3 Display of Program for Experiments

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）とが分かる。一方、下肢および上肢の加速度については個
人ごとで異なる結果となった。
そして筋電位については Fig. 5 から、下肢、上肢ともに腰の加速度と同様に TV サイズの時に小さくなる結果が得られた。
120.00%100.00%TV / Wall display

具体的には Fig. 2 に示すように、表示面全体を３×３に分割し、それぞれの場所にプレイヤーへの運動指示を表示する。水平方向のマス目はプレイヤーがその前に移動することを表している。垂直方向のマス目は両手の姿勢に対応しており、上から順に両手を上げる、水平に伸ばす、下におろすことを表す。例えば左上のマスは、プレイヤーが左に移動してバンザイのポーズをとることを意味する。
わかりやすくするため、各マスには対応するポーズ画像を表示することとした。マス目の指示通りのポーズをとると正解となり、他のマス目に次のポーズが表示される。プレイヤーは全２０ポーズをクリアするまでの時間を競うこととした。
また表示させるポーズをランダムにすると試行のたびに運動負荷がばらついてしまうので、予め決めたパターンで表示させることとした。

80.00%

60.00%
40.00%
20.00%

3.

筋電位と加速度の計測
Fig. 3 に壁面ディスプレイの設定を示す。この場合のディスプレイサイズは 134 インチ相当である。プレイヤー背後方向に Kinect を設置してある。

0.00%

Acc.(Hip)
Subject 1

Fig. 4

3URMHFWRU%HQ4 0:67

Acc.(Lower Limb)
Subject 2Acc.(Upper Limb)

Subject 3

Result of Acceleration

120.00%FPTV / Wall display

100.00%FP

80.00%
60.00%
40.00%
20.00%0.00%

EMG(Lower Limb)
Subject 1

Fig. 3Fig. 5

Configuration of Wall display

比較対象として 48 インチ相当 TV サイズのディスプレ
イを別のプロジェクタで表示した。その際、プレイヤー身
体位置のキャリブレーションは変更せず、プレイヤーは壁面ディスプレイ時と同じだけ左右に移動しないと、表示されたポーズ指示をクリアできないようにした。
計測にはワイヤレスセンサ（追坂電子機器 OE-WES1224）
を用い、上肢は上腕二頭筋、下肢は腓腹筋に電極を付け筋電位および三軸加速度を記録した。さらに腰位置に装着したセンサ（追坂電子機器 LP-WS0902）で９軸加速度を記録した。筋電図は絶対値を、加速度は重力成分を除いて三軸を合成し、それぞれ運動中の平均値を求めた。
実験協力者は 20 代健常者 3 名で、インフォームドコン
セントを行った上で計測を実施した。Fig. 4 に腰、下肢、上肢の加速度を、Fig. 5 に下肢、上肢の筋電位の加速度の計測
結果を示す。数値は TV サイズ時の計測値／壁面ディスプ
レイの計測値の比率を示している。
ディスプレイの大きさにかかわらず同じだけ左右移動しないとクリアできないので、理想的には加速度計測結果の比率は 100%になるはずだが、Fig. 4 を見ると腰すなわち全身の運動としては TV サイズのときに小さくなっているこ

Subject 2

EMG(Upper Limb)
Subject 3

Result of EMG

4.

結語
今後普及すると予想される壁面ディスプレイについて、
楽しみながら運動を支援することを目的としたプログラムを制作し、大きなディスプレイで実施することの効果について通常サイズの TV と比較した。加速度と筋電位の計測結果から、壁面のような大きなディスプレイを利用したほうが、より大きな運動を誘発しうることが示唆された。今後はサンプル数を増やして検討するとともに、ディスプレ
イサイズが与える影響とその機序について考察していく。
参考文献(1) H. Benko, AD. Wilson and F Zannier. "Dyadic projected
spatial augmented reality." Proceedings of the 27th
annual ACM symposium on User interface software andtechnology. ACM, pp.645-655, 2014.
(2) 鈴木、河村、青木「Kinectとプロジェクタを利用した運動支援プログラムの開発」、LIFE2016― 475 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）作業療法士による 3D プリンタを用いた自助具製作のための個別適合設計支援システムの開発
Fitting Aid System of Assistive Devices using Parametric Designfor 3D–printing Production by Occupational Therapists
硯川潤 1, 高本健吾 1, 大井めぐみ 2, 杉本みゆき 2, 田中匡 2, 水谷とよ江 2, 森口治奈 2
12

国立障害者リハビリテーションセンター研究所

国立障害者リハビリテーションセンター自立支援局

1

Jun SUZURIKAWA , Kengo KOMOTO1, Megumi OHI2, Miyuki SUGIMOTO2, Tadashi TANAKA2, Toyoe MIZUTANI2,
Haruna MORIGUCHI2
1
Research Institute, National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
2
Rehabilitation Service Bureau, National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities
Abstract: Occupational therapists (OTs) often manually produce assistive devices (ADs), the size and shape of which areindividually fitted to clients. However, manual production of ADs suffers from limitations in complexity of possible
mechanical structure, accuracy of shapes, and multiple replication. One possible solution is introduction of 3D printing.
Additive manufacturing is suitable to production of high-mix and low-volume ADs only if OTs can make 3D data bythemselves. In this study, we developed a parametric design system that supports OTs to fit a 3D base shape of an AD toa client. Typing aid device was selected as an example for a trial of the developed system in our rehabilitation center.
The developed parametric design system employed eight parameters for OTs to modify the base shape of the typing aid
device. In the trial, ten individuals with cervical spinal cord injury participated. The OTs designed and madeindividually fitted typing aid devices by the developed system and a 3D printer. For six months at most, the participants
successfully continued to use the fitted devices. This result demonstrated the effectiveness of the parametric design
system for ADs in order to use 3D printing technology in occupational therapy.
Key Words: Design engineering, Occupational therapy, Activities of daily living, Fused deposition modelling
1. はじめに
近年，三次元積層造形法を実装した 3D プリンタの低価格化が進み，試作だけでなく多品種少量生産品の製造手段として様々な分野での応用が模索されている．多品種少量生産品の典型である福祉機器においても，義肢装具や自助具の製作が広く試みられている(1)-(3)． しかし，その多くの試みが，専門知識を有する製造・開発者による 3D プリン
タの活用に着目したものであり，医療専門職による活用が検討された例は少ない．
医療専門職が製作する福祉機器の一つに，上肢の機能低下を補うために用いられる自助具がある．身体機能への個別適合が求められる自助具は，市販品が利用に適さないことも多く，主に作業療法士によって医療・福祉サービスの一環として製作される． スプリント材の熱可塑性樹脂や，木材・金属などを手作業で加工して製作されることが一般的であり，複雑な機構の製作や複数個の一括製作が困難である． このような臨床現場に 3D プリンタを導入できれば，自助具製作の効率化を期待できる．
し か し ， 作 業 療 法 士 の 多 く が computer aided design(CAD) ソフトウェアの扱いに不慣れであり，造形に必要な三次元データの作成が困難である． 自助具の適合には，細かなサイズや形状の調整が必要となるため，最終的な造形
データは作業療法士自身が作成できることが望ましい．
そこで本研究では，基本となる自助具の形状を簡易な操作で調整できる，適合設計支援システムの開発を目的とした． また，同システムを肢体障害者の機能訓練施設にて試用し，有用性を評価した．
2. 個別適合設計支援システムの概要
対象となる自助具として，国立障害者リハビリテーショ
ンセンター自立支援局での肢体機能訓練で頻回に製作されるキーボード打鍵用自助具を選定した． 作業療法士へのヒアリングをもとに，適合時に変更し得る形状パラメータを決定し，OpenJSCAD を用いて Web ブラウザ上で動作可能なパラメトリック設計システムを構築した(4)．
図 1(a) に開発した個別適合設計支援システムの概要を示す． 操作者は，表示部に描画される三次元像を確認しながらパラメータを調整し，所望の形状データを得られる．
形状データは 3D プリンタで通常用いられる stl 形式で出力される． 図 1(b) に，設定可能なパラメータを示す． 8
項目の寸法・角度を設定することで，基本形状をユーザの上肢機能や手掌の形態に適合させることが可能となる．
3. 臨床的評価方法
3.1 被験者
国立障害者リハビリテーションセンター自立支援局に入所する 10 名の利用者を対象として，開発システムの臨床的評価を実施した． これらの被験者は，作業療法士による機能評価の結果，今回設計対象とした自助具が適用となると判断された頸髄損傷者である． 研究開始時には，国立障害者リハビリテーションセンター倫理審査委員会に承認された手続きに従って同意を取得した．

― 476 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2 Assistive devices for typing fabricated by 3D
printing (left) and sheet metal bending (right).
ド打鍵用自助具と，国立障害者リハビリテーションセンタ
ー自立支援局で従来製作されていた同様の自助具を示す．
両者の形状に大きな乖離は無く，開発システムで十分に形状を再現できたと考える．
表 1 には 8 項目の設計パラメータの設定結果 (最大値，最小値，平均，標準偏差，変動係数) を示す． 8 項目の内，5 項目で設定値に個人差が見られた一方で，3 項目ではすべて同一の設定値が用いられた．筋力の低下に伴い大きく減少する手掌の厚みに対応するパラメータ 3 や，打鍵時の上肢運動に関係するパラメータ 4 で変動係数が大きくなっていた． これは，機能評価や形態測定の結果にもとづき，個人差の大きな項目が適切に調整されたことを示す．
使用期間は最長で 6 カ月にわたり，現在も継続して造形された自助具は使用されている． その間，従来製法の自助具と同様の動作を達成できており，開発システムで被験者に適合した自助具を設計できたと考える．
謝辞
本研究の一部は，国立研究開発法人日本医療研究開発機構の助成を受けて実施した．

Fig. 1 Developed fitting aid system for design of atyping assistive device. (a) GUI of the system on a
web browser. (b) Fitting parameters.
3.2 適合と造形
自助具の適合時には，通常の自立訓練 (機能訓練) サー
ビスで実施する手順で，被験者の形態測定と機能評価を行った． その結果にもとづき，作業療法士が適合設計支援シ
ステムを操作し，造形データを作成した． 造形には，作業療 法 室 に 設 置 し た 熱 溶 解 積 層 法 3D プ リ ン タ (XYZ
Printing, Da Vinci 1.0 Pro) を用いた． 造形材料には ABS 樹
脂を用い，造形物はヤスリがけで鋭利な端面を除去した．
4. 評価結果と検討
図 2 に，開発システムを用いて設計・造形したキーボー

Table 1

参考文献
(1) 硯川潤, “3Dプリンタが拓く福祉機器の未来”, 難病と在宅ケア, Vol. 22 (9), 2016.
(2) 硯川潤, "リハビリテーション機器開発における方向
性と展望―課題も含めて", 月刊新医療, No.509,
pp.122-126, 2017.
(3) 庄司瞳, 高嶋淳, 相川孝訓, 中村隆, 手嶋吉法, 井上
剛伸, 硯川潤, "補装具部材製作を目指した熱溶解積層
法3Dプリンタによる造形物の力学特性評価.", 第30回
リハ工学カンファレンス講演論文集, 2C1-2, 2015.
(4) https://openjscad.org/

Parameter setting result in the trial. (N = 10)

Parameter

Unit

Min.

Max.

Mean

SD*

SD/Mean

1

mm

2

2

mm

40

3

2.1

0.30

0.14

80

64

9.17

0.14

3

mm

20

38.5

27.55

5.63

0.20

4

mm

35

70

52.55

13.72

0.26

5

deg

90

180

165

30.74

0.19

6

mm

15

15

15

0

0

7

mm

5

5

5

0

0

8

deg

45

45

45

0

0

*SD: Standard deviation― 477 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）聴覚障がい者のための音源方向推定装置の開発
Development of sound source direction estimation device for hearing impaired
内田敬久（愛知工業大学大学院）○ 神田雄輝（愛知工業大学大学院）
澤井 雄輝（愛知工業大学）

鈴木綾（愛知工業大学）

Yoshihisa UCHIDA, Graduate School of Engineering Aichi Institute of Technology
Yuki KANDA, Aichi Institute of Technology graduate school
Yuuki SAWAI, Aichi Institute of Technology
Ryo SUZUKI, Aichi Institute of Technology
Abstract: There are cases that people who are suffering from hearing impairment can not avoid accidents even if there
is information by sound. Therefore, we developed a sound source direction estimation device(CASH-H) for the supportof the hearing impaired. The CASH-H is a device that obtains sound source information from two microphone units
attached to the glasses-type device and tells a danger by a vibration motor or a portable terminal. In this paper, toimprove the accuracy of sound source direction estimation for high range sound sources such as patrol cars andambulance sirens, two estimation methods are applied to the CASH-H.In the experiment, the sound source direction
estimation accuracy could be kept within the error range of ± 30 °.
Key Words: Sound source detection, CASH-H, ILD, ITD
1.

諸言
2015年に日本補聴器協会が実施した調査“Japan Trak”
では、現在日本には軽度の難聴者も含めて聴覚障がいを持つ人が人口の約11.3%と推定されている [1]。また、聴覚障がい者の補聴器所有率は13.5％とわずかで、会話が成立しない、煩わしいなどの理由で使用率が低い結果となっている。補聴器を使用しても効果が感じられない身体障がい者2級以上に相当する高度難聴者には、人工内耳という治療手段があるが、現状での人工内耳装用者数は約6300人と言われており高度難聴者の1割にも満たない。前者は頭痛や、定期的に調整が必要とな
り後者は手術や、リハビリテーションが必要で高額なお金がかかってしまう問題がある。障がいがある人に対して、コミュニケーションの保証や緊急災害時の伝達方法など、まだ十分に対策が進んでいるとはいえない。特に人に危険が及ぶ場合の対応策が必要である。例
えば、自動車のクラクションなどの警告音を認識し人に知らせることができれば、危険を回避することが可能となる。聴覚障がい者に周囲の危険を伝えられる装置が必要である。
そこで、著者らは、危険音の音源方向を推定し使用者に伝達する音源方向推定装置「CASH-H」を提案し研究を行ってきた[2]。CASH-Hは、危険を知らせる音に対して2つのマイクの信号から音源方向を推定し使用者に知らせる装置である。
本論文では、開発したCASH-Hに対して、2つのマイクからの信号である両耳信号差を用いた2つの音源推定方法を適用し音源推定精度を実験的に評価する。
計測理論
Fig.1 に示すように距離 2a[m]だけ離れた 2 つのマイクに距離 l[m]離れた音源からの音が伝搬したとする。ここで音源方向の角度を θ[°]とする。2 つのマイクの信号から音源方向を推定する方法として両耳信号差を用いる。

両耳信号差は頭部伝達関数とも呼ばれ、両耳に到達する音の強度差や時間差、音色や音の大きさの変化などを比較し、音の方向を推定するものである。本論文では、両耳強度差（ILD : Interaural Level Difference）及び両耳時間差（ITD : Interaural Time Difference）を用いて音源方向を推定する。

Fig.1 Measurement method

2.1. ILD法による音源方向推定
ILDとは、1つの音源から発する音の左右の耳に聞こえる強度差のことである。例えば、音源が正面より右側にあれば右耳の方が大きく聞こえ、左側に音源があれば、左耳の方が大きく、正面にあれば左右同じ大きさで聞こえる。これを利用して音源方向を推定する。2つのマイクで取得した音の出力値をそれぞれ��� 、��� 、サンプ
ル数をnとすると、左右それぞれの積算値�� 、�� は、��� � � ���
���

2.

�

�� � � ���

(1)

���

と表すことができる。左右の強度の割合を左を基準に求めると― 478 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）������ ���

� 100�

(2)となる。これより音源推定角度���� [°]は� � �0180���� � � ����� �
��
��
�

(3)
Fig.2 CASH-H diagramとなる。ここで、�� は強度I[%]の振幅である。
以上より音源方向を求めることができる。
2.2. ITD法による音源方向推定
ITDとは、1つの音源から発する音が左右の耳に届く
時間の差のことである。音源が正面より左側にあれば先に左耳へ到達し、正面より右側にあれば先に右耳へ到達する。これを利用して音源方向を推定する。
音が左右に到達する時間をそれぞれ�� 、�� とすると時間差はt[s]は� � ��� � �� �

Fig.3 CASH-H configuration(4)

Table1 Specifications of CASH-H
L×W×H[mm]125×67.0×25.5
Weight[g]256と表すことができる。音速をc[m/s]としたとき、音源までの角度���� [°]は,���� � �����

�
��
��

(5)

4.

と表される。
以上より音源方向を求めることができる。
3.

CASH-H
開発し たCASH-Hの模 式図 をFig.2に示す 。CASH-H
は2つのマイク、本体、バイブレーターから構成されている。音源からの音は、2つのマイクにより取得され、その信号が本体に送られる。本体では信号処理し音源方向推定を行う。推定した角度に対応した信号をバイ
ブレーターに送り振動させることで使用者に危険を知らせる。マイクとバイブレーターは眼鏡型を採用しており、使用者の装着時の負担や不快感を軽減している。
また、頭に近い位置で振動がくるため使用者が気づきやすく、危険が近づいてきた時の反射が早くなると考え採用した。また、取得した音源情報や推定した角度結果などをPCやスマートフォンに送信し、視覚的に音源方向を伝えることも可能である。CASH-H本体は、Fig.3に 示す よ う に 、 制御 を 行 う マ イコ ン 、 無 線 通信 用のBluetoothモジュール、増幅回路、電源回路、バッテリーで構成されている。また、CASH-H本体の寸法はTable 1に示すように手のひらサイズである。
CASH-Hは、使用者の『危険回避』はもちろんのこと、
補聴器と人工内耳より気軽に使用できるように『低コスト』、使用したくなる『デザイン』を開発目標としている。
本試作機の部品代は、パラメータを変更できるようにハイスペックのマイコンを用いたため約2万円である。

実験方法
ILD法及びITD法による音源方向推定精度を実験的に評価する。実験では、ダミー人形の両側面にマイクロホ
ンを取り付ける。2つのマイクの距離aは170mmである。
音源は、車やバイクのクラクションやパトカーのサイ
レ ンな ど の 音 源 をタ ー ゲ ッ ト とし て い る た め周 波数3,200Hzの電子ブザーを用い、ダミー人形までの距離lは3.00mである。外部環境の影響を除くため、電子ブザーを固定し、ダミー人形を回転させることで音源方向θを調整 する 。Fig.1のよ うに ダミ ー人 形の 真後 ろ方 向がθ=0°とし、±90°の範囲で15°毎に測定する。サンプリン
グ周期は2.08µsである。ILD法ではサンプル数を左右4000、 20000点の2つの条件で行いサンプル数の影響を評価する。また、測定回数を1回及び20回の平均を出力
し測定回数の影響を評価する。ITD法はサンプル数左右4000点、測定回数1回で行う。
5. 実験結果
はじめにILD法による音源方向推定結果について評価する。Fig.4に音声信号の左右の強度の割合Iと音源方向θとの関係の実験結果を示す。理論曲線は、式(3)に実験条件を与え求めた結果である。プロット点は、サンプル数と測定回数がそれぞれ20000点・1回、4000点・1回、4000点・20回の実験条件の測定結果を示している。理論
曲線と実験結果はほぼ一致している結果となった。また、サンプル数による測定や測定回数による大きな影
響は見られない結果となった。以上より今後の実験ではこの理論曲線を用いて音源方向推定することとする。
実際の音源方向の角度θに対するILD法により推定した角度���� の結果をFig.5に示す。ここで、図中の中央の太線が理想直線であり、プロット点が直線に近いほど― 479 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）正確に推定できていることを示している。また、理想直線の上下にある点線は目標としている推定誤差±30°の線となっている。Fig.5より各実験条件とも音源推定が行えており、その誤差は±30°以内であることがわかる。ILD法は、理論式の三角関数の特徴からθ=0°付近の精度が高く、±90°付近の精度は低くなる特性となることが理論式からわかっており、結果も多少同様の傾向が見られた。サンプル数が多い20000点の条件がもっともばらつきが小さく正確に推定できていることがわかった。また、測定回数による影響はあまり見られなかった。これは理論曲線で用いた実験条件と実際の実験装置の差異が角度推定に影響しているためであると考えられる。キャリブレーションは実施しているものの、左右のマイクの感度の違いや取り付け角度、回路の増幅度の差などの影響を取り除くことができなかったためと考えられる。

次にITD法による音源方向推定結果について評価する。Fig.6に音声信号の時間差と音源方向との関係の実験結果を示す。理論曲線は、式(5)に条件を与え求めた結果である。プロット点は、実験結果を示している。理論
曲線と実験結果はほぼ一致しているのがわかる。以上
より今後の実験ではこの理論曲線を用いて音源方向推定することとする。
実際の音源方向の角度に対するLTD法により推定した角度の結果をFig.7に示す。ここで、Fig.5と同様に図中の中央の太線が理想直線、点線が誤差±30°の線となっている。
Fig.7よりITD法でも音源推定が行えており、その誤差は±30°以内であることがわかる。ITD法も、理論式の三角関数の特徴からθ=0°付近の精度が高く、±90°付
近の精度は低くなる特性となることが理論式からわかっているが、結果はあまりその傾向は見られなかった。
これは、ITD法では音の波形の位相差を測定しており、外乱などに波形が乱れたため、より位相差の計測精度が角度推定により大きく影響を与えたためと考えられる。

Fig.4 Characteristics of sound signals

Fig.6 Time difference of sound signal

Fig.5 Sound source direction estimation of ILD

Fig.7 Sound source direction estimation of ITD― 480 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ILD法とLTD法の角度推定精度の評価を行う。ILDは実験条件サンプリング数20000点をにより評価する。各角度における角度推定誤差ߠா [°]をFig.8に示す。Fig.8に示すようにILD法、ITD法のどちらもばらつきはあるものの、目標精度以内の±30°以内に推定できていることがわかる。平均誤差はILD法が6.20°、ITD法が10.7°となった。以上よりILD法及びITD法を用いたCASH-Hによる音源方向推定が可能であることがわかった。

6.

結言
本論文では、聴覚障がい者のための音源方向推定装置 CASH-H の開発を行った。開発した CASH-H に対して、ILD 法及び ITD 法を適用し、音源方向推定精度を実験的に評価しその有効性を検討した。
開発した CASH-H は持ち運びが簡単な携帯型の装置であり、入出力部分は眼鏡型を採用しており、使用者の装着時の負担や不快感を軽減している。音源推定精度
は、ILD 法及び ITD 法共に目標精度以内の±30°以内となった。CASH-H により危険を認知後視覚等により情報をさらに得られることを考慮すると十分な推定精度である。
以上の結果より使用者が危険を回避するための音源推定装置としての有効性を示すことができた。
参考文献[1] 一般社団法人日本補聴器工業会 Japan Trak 2015,
http://www.hochouki.com/files/JAPAN_Trak_2015_reportv
3.pdf[2]御苗航大 内田敬久 早川洋平 澤井雄輝 鈴木綾：
FFT 解析を用いた携帯型音源方向推定装（CASH-H）の開発 第 32 回ライフサポート学会 3A2-D02 pp.428429 (2016)

Fig.8 Angle estimation error of ILD ITD― 481 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）交流磁界を用いた経鼻栄養チューブ先端位置検出用コイルの開発
Development of Detection Coil for Tip position of Nutrition Feeding Tube using AC Magnetic Field○浅見亮（東京電機大学大学院理工学研究科） 塚原彰彦（東京電機大学理工学部）
栗城眞也（東京電機大学情報環境学部） 内川義則（東京電機大学大学院理工学研究科）
Ryo ASAMI, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Akihiko TSUKAHARA , School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Shinya KURIKI, School of Information Environment Tokyo Denki University
Yoshinori UCHIKAWA, Graduate School of Science and Engineering Tokyo Denki University
Abstract: Nutritional supplementation using an nutrition feeding tube has been performed for patients with decreased swallowing function.
In order to perform nutritional supplementation, it is necessary to accurately confirm whether or not the tip o f the tube in the living bodyis in the stomach. We are developing a system to magnetize the magnetic material attached to the tip of the tube by AC magnetic field andto detect the magnetic field generated outside the body to estimate the position of the tip end of the tube. In this study, we design a magnetic
field detection coil and report magnetic field detection characteristics.
Key Words: Detection coil , Feeding tube, AC Magnetic fieldはじめに
現在，食べ物を胃まで送り込む嚥下機能が低下した患者に対して鼻腔からチューブを挿入し，チューブ先端を胃まで送りこみ，そのチューブを介した栄養補給が行われている [1]．この栄養補給法は胃ろうのように大きな手術をする必要が無く，取り回しも容易といった利点がある．しかし気道への誤挿入や偶発的にチューブ先端が食道に移動するなどの問題点がある [2]．チューブが胃内に無い状態で栄養補給を行うと嘔吐や合併症を引き起こす要因となる [2] ．現在，X 線による確認は最も信頼できるチューブの位置検出法である [3]．しかし，被曝や大きな装置が必要となるため，日常的に確認を行うことは現実的ではない．これらのことから，簡便なチューブ先端位置の検出法が望まれる．

Fig.1 Configuration of detection system．

目的
 先行研究において簡便なチューブ先端位置検出法として，
磁性体，励起コイル及び検出コイルを用いた検出法が提案されている [1]．本研究では，ベッドに使用されている磁性体金属が発生する誤信号の影響を低減することを目的としている．本稿では検出コイルにモノコイルと試作したグラジオメータを用いた場合の検出特性についてシミュレーシ
ョンを行ったので報告する．
実験方法 Fig.1 に経鼻栄養チューブ先端位置検出システムの基本構成を示す．本研究の検出システムは経鼻栄養チューブ先
端に取り付けた磁性体マーカ(図中 A)とその磁性体マーカ
を体表から磁化するための励起コイル(図中 B，C)と，磁化された磁性体マーカからの磁界を検出するための検出コイ
ル(図中 D)からなる．励起コイルと検出コイルは一体化させ検出器とする．
 磁化された磁性体マーカによる磁界は磁性体マーカと検出器の距離により変化するため，検出器を体表面上で移動させ，磁界の分布から経鼻栄養チューブ先端位置を推定し，胃内にあるかを確認する．
 Fig.2 に本システムの動作確認用の実験システムのブロック図を示す．発振器及び電流増幅器(図中①，②)を用いて励起コイル(図中③)に 16kHz の交流電流を印加する．励起コイルによる励起磁界により磁性体マーカ(図中④)を磁化

Fig.2 Block diagram of experiment system．
させる．磁化された磁性体マーカは励起磁界に同期した磁界を発生させる．この磁界を検出コイル(図中⑤)で電気信号に変換し，低ノイズ増幅器(図中⑥)で増幅を行う．増幅された信号と，励起電流に同期した電圧を位相補償回路(図中⑦)で調整することで励起磁界の影響をキャンセルし，オシロスコープ(図中⑧)で出力を確認する．
シミュレーションによる検出コイルの検討 一次微分型検出コイル
 本研究の提案する検出システムの検出コイルとして標準的なモノコイルと比較して一様な磁場を検出しないグラジ
オメータを用いた場合を検討する．
 Fig.3 に試作した一次微分平面型グラジオメータを示す．
X 方向の長さ GX=30[mm]，Y 方向の長さ GY=13[mm]，ベースラインΔY=17[mm]とした．差動接続された 2 つの検出
コイルを同一平面上に配置した．本検出コイルの検出磁界
は Y 軸に平行に配置したため，dBz/dy となる．

― 482 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.3 A gradiometer of planer type．
Bz はコイル位置における Z 方向の磁界成分である．磁界源の位置推定精度は信号磁界の検出感度と平面型グラジオメ
ータの空間配置および空間的な検出領域に依存する [4]．本稿ではグラジオメータを Y 軸に平行に配置し dBz/dy を検出した場合の検出特性についての検討を行う．
 シミュレーション方法
 Fig.4 にモノコイルと励起コイル，Fig.5 にグラジオメー
タと励起コイルの関係を示す．磁性体を磁化させるための励起コイルは矩形に 2 対配置しそれぞれ 160 回巻きとし，励起コイルには定常電流 0.12[A]を流した．励起コイル間
WL=73[mm]，励起コイルの X 軸方向の長さ WX=83[mm]，Y 軸方向の長さ WY=40[mm]，2 対の励起コイルの中心を(0，0，0)とした．Fig.4 に示す検出用モノコイルの X 方向の長さ Mx=30[mm]，Y 方向の長さ MY=13[mm]とした．Fig.5 に示す検出用グラジオメータの X 方向の長さ GX=30[mm]，Y方向の長さ GY=13[mm]，ベースラインΔY=17[mm]とした．
シミュレーションにおいて励起コイルが発生する磁束密度 B を式(1)，式(2)より求めた [5]．ベクトルポテンシャル A
は
𝜇𝜇0 𝑰𝑰𝑰𝑰𝑰𝑰𝑨𝑨 𝑨∮
     
(1)
4𝜋𝜋
r
となる．μ0 は真空中の透磁率，I は電流線素，r は電流線素と電流線素が及ぼす磁界までの距離を示す．磁束密度 B は，
𝑩𝑩 𝑩𝑩𝑩𝑩𝑩𝑩            (2)となる．
 磁化された磁性体が発生させる磁界を式(3)，式(4)より求めた．Y 軸方向に磁化された場合の点 P(x,y,z)における磁位
φm は
𝜑𝜑𝑚𝑚𝑚

𝑚𝑚

4𝜋𝜋𝜋𝜋

{

2

1

2

√(𝑦𝑦𝑦𝑎𝑎) +(√𝑥𝑥 2 +𝑧𝑧 2 )
2

−

2

1

2

} (3)

√(𝑦𝑦𝑦𝑎𝑎) +(√𝑥𝑥 2 +𝑧𝑧 2 )2となる．m は磁化の強さ，μ は透磁率，a は磁性体の直径である．
 磁界 H は
𝑯𝑯 𝑯𝑯𝑯𝑯𝑯𝑯𝑯𝑯𝑚𝑚      (4)となる．
 シミュレーションでは，磁性体マーカとベッドの床に用いられている磁性体金属による影響について検討を行った．

Fig.4 Relationship between excitation coil and monocoil．

Fig.5 Relationship between excitation coil and gradiometer．
 モノコイル及びグラジオメータの検出特性 磁性体マーカの検出特性のシュミレーション
 磁性体マーカと検出器は Z 方向に 100[mm]離れているとした．磁性体マーカの中心が(0，0，-100)にある径 3[mm]，長さ 30[mm]の磁性体マーカから発生する磁束密度に対する検出特性を計算より求めた．検出器は Y 方向に-70[mm]から 70[mm]移動させた．磁性体マーカは長軸側を Y 軸に平行とし Y 軸方向に磁化されたとした．
 磁性体金属の検出特性のシュミレーション ベッドの床用いられている磁性体金属と検出器は Z 方向に 200[mm]離れているとした．磁性体金属の中心が(0，0，-200)にある径 100[mm]，長さ 200[mm]の磁性体金属から発生する磁束密度に対する検出特性を計算より求めた．検出器は Y 方向に-30[mm]から 150[mm]移動させた．磁性体金属は長軸側を X 軸に平行とし Y 軸方向に磁化されたとした．

― 483 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 結果及び考察 磁性体マーカのシュミレーション結果及び考察
 Fig.6 に磁性体マーカの検出特性のシミュレーション結果を示す．モノコイルを用いた場合磁性体マーカの直上で検出される Bz 成分の磁束密度は 0 となり，-30[mm]，30[mm]付近で極性が反転した最大の Bz 成分の磁束密度(図中 A，B)となることが確認できる．グラジオメータを用いた場合は磁性体マーカの直上で検出される Bz 成分が最大の磁束密度(図中 C)となり磁性体マーカから離れるほど検出される Bz 成分の磁界が小さくなることが確認できる．これよりモノコイルを用いた場合には Bz 成分の磁束密度が 0 の位置を見つけることで磁性体マーカの位置を特定するが，グラジオメータでは検出される Bz 成分の磁束密度が最大の位置を見つけることで磁性体マーカ位置を特定することができると考えられる．しかしながら，モノコイルでは，検出される磁束密度が 0 となる点が複数あるため，検出位置が一意に定まらず，誤検出を招く恐れがある．対してグラジオメータでは，磁束密度が最大となる箇所は磁性体マー
カの直上一箇所のみであり，検出位置が一意に定まる．
磁性体金属のシュミレーション結果及び考察
 Fig.7 に磁性体金属の検出特性のシミュレーション結果を示す．磁性体金属においても磁性体マーカと同様にモノコイルでは磁性体金属の直上で検出される Bz 成分の磁束密度(図中 A)は 0 となりグラジオメータでは検出される最大の Bz 成分の磁束密度(図中 B)となった．モノコイル，グ
ラジオメータとともに磁性体金属からの影響を受けるが，磁性体金属が遠方にある場合，グラジオメータでは影響が小さくなる(図中 C)ことが確認できる．これよりノイズ源が遠方にある場合ではグラジオメータを検出コイルに用いることでノイズ源の影響を低減することができると考えら
れる．

結論
 本稿では提案した検出システムにおいて磁界検出用コイ
ルとしてモノコイルとグラジオメータの磁性体マーカ及び磁性体金属が発生する磁界に対する検出特性のシミュレー
ション結果を報告した．
 今後はこれらの結果を実験的検討する．
参考文献[1] 武内裕香，田中慶太，内川義則，栗城眞也：経鼻チューブ先端位置の磁気的検出法の開発，電気会論
文誌C，vol. 133，No. 11，pp. 2075-2081，2013[2] 芳賀克夫，山口健，松村史朗，永松佳憲，吉留幸一
深野久美，川野美代子，棈松由美子，的場浩二，古河敏子，藤内豊子：経鼻栄養胃管気道内誤挿入防止のための指針，日本医療マネージメント学会雑誌，
Vol. 9，No. 2，pp. 359-363，2008[3] N.A.Metheny：Preventing respiratory complications oftube feeding: Evidence-based practice，Am J Crit CareVol. 15，No. 4，pp. 360-369，2006[4] 大海学，池田正徳，茅根一夫，葛西直子：磁界源
一推定におけるシステムパラメータの影響－平面型
グラジオメータシステムにおいて－電子情報通信学会論文誌，vol. J76，pp. 755-764，1993[5] 山田直平，桂井誠：電磁気学[3版改訂]，株式会社  オーム社，pp203，2005

Fig.6 Charactaristic of detection coils to magnetic filed
produced by magnetized marker of Z=-100[mm] located．

Fig.7 Charactaristic of detection coils to magnetic filed
produced by magnetized magnetic metal of Z=-200[mm]located．

― 484 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）臨床現場で測定可能な身体機能項目による上肢防御動作評価法の提案
Proposal of a new evaluation method of upper limb defensive actions by physical functions measurable
at cinical settings○ 長尾朋紀  二瓶美里  鎌田実（東京大学大学院新領域創成科学研究科）
Tomoki NAGAO, Misato NIHEI, Minoru KAMATAThe University of Tokyo
Abstract: The falls from wheelchairs frequently occure in the cinical settings such as elderly facilities, hospitals, or in-home.
Therefore, a number of procautionary measures to prevent falls have been proposed. However, at the present time, it issensuously judged the likelihood of falls and the ability of defensive actions. Hence, in this study, we proposed a new
evaluation method that judges the ability of defensive actions by upper limbs and predicts the degree of injury damage at thetime of falling. This method performs by multi-body model in which posture reflex response time, lift speed, and upper limb
muscle strength are embedded.
Key Words: Wheel Chair, Fallings, Injury Prediction, Simulation
1. 研究背景車椅子に関する事故の原因のうち最も多いものが転倒であるといわれており，その半数以上が 70 歳以上の高齢者の被害である (1)．高齢者の転倒事故は要介護状態や寝たきりの状態の主要因となっており (2)，生活の質の大きな低下につながるため，転倒被害を軽減する必要がある．近年
では車椅子からの転倒防止や転倒による骨折対策として，転倒防止装置やプロテクターなどが提案され，用いられるようになった．しかしながら，それらの対策を取るべきか否かの判断は介護者に委ねられており，その判断の難しさから，臨床現場では判断材料が求められている．
車椅子からの転倒事故において，受傷の程度を左右するのは上肢による防御動作の能否である(3)．上肢による防御動作の能否は，例えば，バランス感覚の低下によって転倒に気付くのが遅れてしまうことで防御が間に合わず，頭部を打撲したり，動作が遅れることで打ち身で済むところが骨折するといった致命的な重大事故に繋がる．そのため，対象者の上肢による防御動作が可能かどうか事前に知ることができれば，介護者が転倒防止策の導入をすることや防御動作に必要な身体機能のトレーニングを実施すること等の判断材料になると考えた．
そこで，本研究では介護施設などの臨床現場において，身体機能を測定することで対象者が適切な防御姿勢を取れるか否かを事前に知る簡単な方法を提案することとした．
ここで，防御姿勢とは接地時の身体の姿勢とし，防御動作とは転倒開始時の初期姿勢から防御姿勢へ移行する動作のことと定義する．また，適切な防御姿勢とは，重大な被害が起きないような防御姿勢のことを指す．
車椅子からの前方転倒時における防御動作には，上肢を使う動作や，受け身のように身体を捻る動作などがあるが，本研究では，高齢者の運動能力を考慮し，上肢動作に着目することとした．
2. 研究目的・研究方針
2.1.研究目的
本研究では，車椅子からの転倒場面を先行研究にならい，「フットサポートを上げ忘れて立ち上がり，車椅子が前方に傾いて前方転倒する」転倒状況を想定することとした．
この場面において，上肢による防御動作の能否判断と転倒時の受傷被害の程度予測を行うことを目的とする．

目的を達成するために，本研究では(1) 上肢による防御
動作に支配的に関わる身体機能の特定，(2) 転倒時の受傷と特定した身体機能の関係を明らかにすること，を目標とした．
2.2.研究方針
2.2.1 転倒時の上肢による防御動作と身体機能車椅子からの転倒防御動作が，どのようなタイミングで発生し，体勢が変化する中で上肢の挙動がどのように変化するのかを，模擬的な転倒実験により明らかにすることとした．また，その動作に関係する身体機能を抽出することとした．
2.2.2 転倒時の防御動作を含む受傷評価
本研究での受傷評価には，先行研究の手法を用いる．先行研究では，高齢者の車椅子からの前方転倒について，人体マルチボディ・モデルに関節可動域や関節トルク，関節角度を設定することにより高齢者の身体機能の低下と上肢の転倒防御姿勢を表現し，Head Injury Criterion (HIC)を用いて頭部の受傷評価を行う手法を開発した．また，上肢による防御姿勢の受傷評価を行う部位として，頭部だけでは不十分であるとして，上腕と前腕にかかった曲げモーメントから上肢受傷評価 Upper Limb Injury Criterion (ULIC) を定義しモデルに反映させることで，頭部と上肢を総合的に評価する手法の開発を行った (6)．
しかし，先行研究では，防御姿勢が取れると仮定したモデルを用いていたため，防御姿勢が不完全であったり，防御が間に合わないといった防御動作の不十分な状態は考慮されていなかった．そのため，本研究では，先行研究で用いたモデルに，上肢による防御動作を動作開始タイミング
から接地時タイミングまで表現できるモデルを組み込むことを検討する．その際に，前節で示した身体機能の測定項
目をパラメータとすることを前提とした．
本研究は東京大学倫理審査委員会の承認の下に行われた．
3. 上肢による防御動作に関わる身体機能の特定
3.1.車椅子転倒時の上肢の防御動作に関わる身体機能
本研究では，まず立位からの転倒の文献調査 (7)(8)と先行研究(5)における若年者転倒模擬実験の動作観察により，転倒時の動作を時系列に従い分類する．
(1) 転倒動作の時系列分類― 485 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）(a)Experiment(b)Motion capture
Figure 2 Experiment of Falls

Figure 1 Classification of a Fall by Time Series
上肢による転倒防御動作は，全身のバランスが崩れそうになった際に直ちに反応し平衡を維持しようとする機能である平衡反応の一部であり，上肢の保護伸展反応と呼ばれている．この上肢の保護伸展反応とは重心の変化に対して上肢の伸展により支持面を広くし，姿勢の安定を図る反応(9)であり，この反応が起こる条件は，重心が支持基底面からはずれた時，体幹のバランス反応で対応出来なくなった時である(10)．しかしこの反応は高齢になると神経伝達の遅れ等により，反応に要する時間が増加すると言われている．
身体の挙動を考える際，転倒が開始するか否かの判断には，支持基底面と重心線の位置関係が用いられる (11)．人体の重心は骨盤重心付近にあることから，骨盤の重心線が身体の支持基底面の外側に出た瞬間を転倒開始と定義する．
これらを踏まえると，転倒状況は図 1 のように 3 つのフェーズに分類することができる．
Phase 1 (t0 -th): 転倒開始してから防御動作を開始するまでの期間．
Phase 2 (th -tg): 防御動作が開始してから接地するまでの期
間．
Phase 3 (tg -): 接地してからの期間．
(2) 転倒の時系列分類における身体機能項目の抽出
転倒を防御するために必要なことは，転倒をできるだけ早く知覚し（Phase 1），早く手を出し（Phase 2），身体を支える（Phase 3）ことである．ここで，転倒をできるだけ早く知覚する機能は，前述のとおり保護伸展反応に関連していると考えることができる．また，手を出す動作は上肢の運動機能に，手掌接地時の防御能力は上肢の筋力に関連すると考えられる．
保護伸展反応は急激な姿勢の崩れに対する上肢の保護的な反応を言う．しかし，それ自体を測定することは困難であることから，本研究では，上肢の保護伸展反応が起こった反応時間を測定対象とすることとした．また，上肢の運動機能については，手掌接地に至るまでの上肢姿勢の決定に関与する上肢関節の動作から，肩関節の屈曲，外旋，肘関節の屈曲，手関節の橈屈などを抽出し，その中から最も支配的な動作と考えられる肩関節の屈曲動作の時間変化を測定対象とすることとした．さらに，上肢筋力については，
上肢関節トルクを測定対象とすることとした．
3.2.人体モデルに組み込む動作の選定
反応時間の遅れなどを人体モデルに組み込むには，上肢の動作の時間変化を関節パラメータに組み込む必要がある．
手掌接地以前の防御動作の時間変化を既存の人体モデルを用いて表現するには，既に設定されているパラメータである関節トルク以外の「保護伸展反応の反応時間」と「挙上動作に関係する肩関節屈曲角度の時間変化」を簡便なパラ

Figure 3 Changes of Joint Angles
メータとして表現する必要がある．
3.3.転倒時の肩関節屈曲角度の時間変化
想定した転倒をした際に，肩関節屈曲角度がどのように変化するのかを調べるために，転倒模擬実験を実施した．
(1) 実験方法
若年健常者 1 名（20 代，男性）に対して，「突然フットサ
ポート上に立ち上がり，車椅子が前方に傾いて前方転倒する」という転倒実験を実施した．実験参加者の身体には合計 45 個マーカを貼り付け，MAC3DSystem (MotionAnalysis社) 光学式モーションキャプチャシステムによる三次元動
作計測を行った．
転倒の際には，構えたりせず自然な転倒防御動作が出る
よう，膝の上に手をおいた状態を初期姿勢とし，車椅子を傾けるタイミングは実験参加者に知らせない条件で実施した．図 2 に実験の様子と計測結果を示す．
なお，実験は安全のために被験者には頭部・肘・膝・臀部に防具を装着させ，倒れこむ位置には厚さ 10[cm]のウレタ
ンマットを 2 枚重ねにしたものを設置した．
(2) 実験結果
図 3 に防御動作中の肩関節屈曲角度・肩関節外転角度・
肩関節外旋角度・肘関節屈曲角度の時間変化を示す．0.1[s]付近で各関節が動作を始め，0.7[s]付近で肩関節屈曲角度が最も大きな値(130°)を示している．
本研究では，この肩関節屈曲の開始時間を「保護伸展反応の反応時間」とし，肩関節屈曲角度の変化を「挙上動作をさせた際の肩関節屈曲角度の時間変化」として扱うこととした．
3.4.身体機能の測定方法
本研究では，防御動作と受傷に関わる身体機能として「保護伸展反応の反応時間」「肩関節屈曲動作」「上肢関節トルク」を設定している．そこで，これらの測定方法を文献調
査及び医療職従事者へのヒアリングにより以下のように決定した．測定方法を決定する際，臨床現場において介護者が容易に測定可能である簡便性を重視した．
(1) 保護伸展反応の反応時間：理学療法において用いられている立ち直り反応の評価方法の際に発生する身体反応の反応を加速度計を用いて計測する．図 4 に示すように，左― 486 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Figure 4 Experiment of Parachute Reaction Time
Figure 7 Multi-Body Modelof the Human and theWheelchair


Figure 8 Initial Positionof the Simulation

Figure 9 Simulation of Falls (time interval 0.125s)
Up:Young (𝑡𝑡ℎ = 0.18, 𝜔𝜔 = 255, 𝑅𝑅 = 130)
Down:Elder (𝑡𝑡ℎ = 0.38, 𝜔𝜔 = 162, 𝑅𝑅 = 30)

Figure 5 Experiment of Elevation

Figure 6 μTasF-1 and Experiment of Flexion Torque
肩と右手首に時間を同期させた加速度計(ATR-Promotion 社
TSND121)を装着し，検査者が左肩を右方向に押すことで保護伸展反応を誘発する．反応時間は，左肩を押してから右手首が反応するまでの時間として加速度を参照値として測定した．
(2) 肩関節屈曲動作：図 5 に示すように立位で上肢を自然に下ろした状態（肩関節屈曲角度 0°）から可動域限界まで手を挙げた際の挙上速度を算出する．挙上速度は，被験者にできるだけ早く手を挙げるように教示し，手を動かし始めてから挙上した状態で止まるまでの時間を加速度計おを用いて測定した．
(3) 上肢関節トルク：各上肢の関節トルクはより，肘関節の屈曲トルクと比例関係にあることから (12)，肘関節屈曲トル
クを計測する．肘関節屈曲トルクは，肩関節 90°屈曲，肘関
節 90°屈曲における等尺性関節トルクを図 6 のように徒手
筋力計 μTasF-1（アニマ社）を用いて測定した．また，測定した値を成人男子平均値を 100 とした割合(R[%])で表現した．
4. 転倒シミュレーションの条件設定
4.1.シミュレーションモデル
本研究においては，MADYMO Ver7.5，TASS 社 を用いて，マルチボディ・モデルを使用したシミュレーションを行うこととした．図 7 に示すような日本人成人男性サイズ（166.9cm，66.5kg の人体モデルと車椅子モデルを用いた．
なお，人体モデルは剛体が 32 個 上半身 20 個，下半身 12
個 ，関節が 32 個，外表面が 56 個の楕円からなり，車椅子
モデルは 10 個のパーツからなる．


4.2.シミュレーション条件(1) 上肢による防御動作の設定
転倒模擬実験の結果より，肩関節屈曲角度の時間変化を上肢による防御動作として設定することとする．その際肩関節屈曲角度(θ [rad])は式(1)に示すよう時間に対する 1 次式で近似を行った．ただし，𝑡𝑡ℎ [s]は反応時間，ω [rad/s]は肩関節屈曲速度を表す．
(0 ≤ 𝑡𝑡 ≤ 𝑡𝑡ℎ )0𝜃𝜃(𝑡𝑡) = {(1)
(𝑡𝑡ℎ ≤ 𝑡𝑡)
𝜔𝜔(𝑡𝑡 − 𝑡𝑡ℎ )また，前方転倒の防御姿勢に関わるその他の関節角度である，肩関節外転・外旋，肘関節屈曲，手関節橈屈の角度
は転倒模擬実験の結果より設定をした．
(2) 筋力パラメータの設定
転倒時の接地後に関わるのは上肢の各関節の関節トルクであり，前方転倒においては肩関節の屈曲，肘関節の屈曲，手関節の尺屈・伸展の 4 つが関わると言える．そのため，筋力のパラメータとして肩関節屈曲，肘関節屈曲，手関節
尺屈・背屈の 4 つの関節トルクを設定した．
(3) 初期位置・初期角速度の設定
シミュレーションの初期位置は，本研究における転倒開始の定義から，人体モデルの重心線が支持基底面を越える
地点に設定した．重心の初期角速度は転倒模擬実験の結果より設定した．これらを図 8 に示す．
(4) シミュレーションの実施
図 9 にシミュレーションを実施した一例を示す．ここでは，若年健常者，高齢者の身体機能をそれぞれ組み込みシ
ミュレーションを実施した．反応時間が遅くなると，防御動作が始まるタイミングが遅くなり，防御姿勢が不十分になる．また，防御動作を開始する時間が同じでも拳上速度が遅いと，同様に防御姿勢が不十分となる．また，筋力が低いと同じ防御姿勢となっても身体を十分に支えられず，受傷が大きくなると考えられる．

5. 受傷評価指標
5.1.頭部の受傷評価指標
頭部の受傷 評価につ いては， HIC と Abbebiated Injury
Scale(AIS)を用いることとした．HIC とは頭部の傷害を表す指数であり，式(2)で算出される (13)．

― 487 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）𝐻𝐻𝐻𝐻𝐻𝐻 = [

2.5

𝑡𝑡2
1
∫ 𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎𝑎]
𝑡𝑡2 − 𝑡𝑡1 𝑡𝑡1(𝑡𝑡2 − 𝑡𝑡1 )(2)

ここで，a は頭部重心における合成加速度，𝑡𝑡2 − 𝑡𝑡1 は HICが最大になる時間(<36ms)である．
HIC と AIS の関係(14)から，以下のように受傷の程度が分類できる．(1) HIC が 135 未満の場合には，頭部には受傷が発生しない．(2) HIC が 135 以上 520 未満の場合には，頭痛やめまい，挫傷といった軽傷を頭部に負う．(3) HIC が 520以上の場合には，意識障害が発生するような中等傷以上の受傷を負う．
5.2.上肢の受傷評価指標
上肢の受傷評価については，ULIC を用いることとした．
ULIC は，式(3)により算出される (6)．
𝑀𝑀𝑍𝑍_𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚
× 100
(3)
𝑈𝑈𝑈𝑈𝑈𝑈𝑈𝑈 =𝑀𝑀0
ここで，𝑀𝑀0 とは骨折許容モーメントであり，𝑀𝑀𝑍𝑍_𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚𝑚 は上肢の各骨に作用する最大の曲げモーメントの値である．
ULIC の大小は受傷可能性を示しており，ULIC が小さいほど上肢の受傷可能性が低いと判断できる．
6. 上肢防御動作を組み込んだ転倒シミュレーションと受傷評価
転倒経験がある車椅子利用高齢者を対象に，提案した身体機能測定項目を用いて受傷評価を行った．対象者は介護施設に入所しており，施設職員（医療職）が転倒リスクが高いと判断した後期高齢者 2 名 K1，K2（84 歳・要介護度
2，87 歳・要介護度 4 である．また，比較のため若年健常者 3 名 A，B，C 20 代，男性 も対象とした．
測定結果（th，ω，R）をモデルに組み込み，転倒シミュレーションおよび受傷評価を行い，頭部・上肢の傷害値（HIC，ULIC）を算出した．測定結果，算出結果を表 1 に示す．
若年健常者 3 名は受傷値 HIC155・ULIC54，HIC115・
ULIC67，HIC126・ULIC83 と受傷はほとんど無いと算出され，高齢者 2 名は HIC252・ULIC71，HIC437・ULIC36 と頭部の受傷が大きいと算出された．そのため，今回測定した
2 名の後期高齢者は転倒した際に防御動作をうまく行えず
頭部を受傷する可能性が高いので，転倒防止装置や頭部プ
ロテクターなどの受傷低減策を講じる必要があるといえる．
7. 結論
本研究では，「突然フットサポートに立ち上がり，車椅子が前方に傾いて前方転倒する」という転倒状況を想定し，転倒を「転倒開始から防御動作開始」
・「防御動作開始から
手掌接地」・「手掌接地後」に分類した．また，防御動作に関わる身体機能として保護伸展反応の反応時間，
拳上動作，上肢の各関節の関節トルクを抽出した．さらに，その防御動作を人体モデルに組み込むために若年者転倒模擬実験を実施し，肩関節の屈曲動作開始時間，屈曲角度変化，上肢筋力を反映させた上肢防御動作を行う転倒シミュレーショ
ンモデルを作成した．転倒リスクの高い高齢者に対し，上記の身体機能を簡便に測定する実験を行い，得られたデー
Table 1 Subjects’ Profiles and Results of the Simulations
Subject
ω[°/s]
R[%]
HIC
ULIC
𝑡𝑡ℎ [s]
A
0.27
235
102
155
54
B
0.16
222
101
115
67
C
0.18
255
130
126
23
K1
0.26
182
25
252
71
K2
0.38
162
30
437
36

タを基に転倒シミュレーションを行った結果，高齢者は頭部受傷が大きくなることがわかった．この手法を用いることで，事前に転倒した際の受傷を予測できるようになった．
今後の課題として，実施した身体機能測定実験の改善が挙げられる．車椅子を使用する高齢者には認知機能の低下がみられる場合もあるため，選定した指示に対する応答を見る方法は臨床現場においてさらに工夫を要するが分かった．今後の展望として，作成したシミュレーションモデル
の立位からの転倒への応用がある．認知機能に問題が無く，身体機能に不安を覚える高齢者を対象としたとき，立位からの転倒が多くなるはずである．
転倒状況は複雑になるが，転倒時に防御動作をとれるか否か事前に知ることができるのは意義があると考えられる．
謝辞
本研究にご協力いただきました，東京大学医学系研究科
土屋瑠見子様，宇田和晃様，富士見台特別養護老人ホームの海老根典子様，坂真由美様 TASS 社の嶋田正人様に厚く感謝を申し上げます．

参考文献
(1) 独 立 行 政 法 人 国 民 生 活 セ ン タ ー ，
http://www.kokusen.go.jp/ news/data/n-20011106_ 2.html，（最終閲覧日 2017/07/14．）
(2) 角田亘，他，転倒をなくすために－転倒の現状と予防対策，慈恵医大誌 123，347-371，2008．
(3) 石川耕介，他，車椅子転倒時におけるダミー人形を用いた人体損傷評価」，第 25 回バイオメディカル・ファジィ・
システム学会年次大会講演論文集，181-184，2012．
(4) 石川耕介，他，車椅子走行中における前方転倒時の人体傷害推定」，第 27回バイオメディカル・ファジィ・システ
ム学会年次大会講演論文集，137-138，2014．
(5) 佐久間菜月，他，車椅子使用時の転倒における人体損傷
予測手法の開発，リハ工カンファレンス in おきなわ，2015．
(6) 佐久間菜月，他，ウィルチェアーラグビー競技時の転倒と防御動作に関する研究，LIFE2016，648-651 2016．
(7) E.T.Hsiao, et al., Common protective movements govern
unexpected falls from standing height，Journal of Biomechanics
31，1-9，1998．
(8) 渡辺明日香，他，健常男子学生の側方模擬転倒における防御動作パターンとその役割，日本生理人類学会誌 Vol.8
No.4，225-230，2003．
(9) 中島正夫，他，壁に対する上肢の保護伸展反応における触覚・固有覚の意義について‐パラシュート反応の発達と関連して‐，脳と発達 13，615-618，1981．
(10) 弓岡光徳，他，姿勢反応とボバースアプローチの紹介‐平衡反応を中心に‐，West Kyushu Journal of Rehabilitaion
Science 3，35-44，2010．
(11) 井上由起子，他，生活支援技術 自立に向けた移動・
姿勢保持・生活経営・住まい・安全の支援第 2 章 姿勢保持，移動・移乗の支援技術」，建帛社，44-52，2009．
(12) 独立行政法人製品評価技術基盤機構編：NITE 人間特性データブック（関節トルク），2009
(13) 田口真，他，鉄道車両における乗客の衝突安全性評価に関する研究（衝突加速度と傷害値の関係の研究），日本機
械学会論文集 Vol.80 No.814，11pages, 2014．
(14) J.A. Pike ， Automotive Safety, Society of Automotive
Engineers，Warrendale，PA，1990．

― 488 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）情報支援ロボットシステムの家庭環境における効果検証
Validity verification of life support system using information support robot for the elderly○齋藤大輔 1，西浦裕子 1，大中慎一 2，渡部幸一 3，森村泰之 3，児島宏明 4，佐土原健 4，濱田浩美 5，
二瓶美里 6，井上剛伸 1
1 国立障害者リハビリテーションセンター研究所，2 日本電気株式会社，3 株式会社生活科学運営，
4 産業技術総合研究所，5 フランスベッド株式会社，6 東京大学
○Daisuke SAITO1, Yuko NISHIURA1, Shinichi ONAKA2, Koichi WATABE3, Yasuyuki MORIMURA3,
Hiroaki KOJIMA4, Ken SADOHARA4, Hiromi HAMADA5, Misato NIHEI6, Takenobu INOUE1
1 Research Institute of National Rehabilitation Center for Persons with Disabilities,  2 NEC Corporation,
3 Seikatsu Kagaku Un-Ei Co., Ltd,  4 National Institute of Advanced Industrial Science and Technology,
5 France Bed Co., Ltd.,  6 University of Tokyo
1．はじめに我が国では，高齢化が急速に進み，認知症者が増加している．さらに，軽度認知障害（MCI）を含む高齢者も増加傾向にある．認知症者およびMCI は，2020 年にはそれぞれ 323 万人，519 万人に増加するといわれている．また，疾病レベルにまで至らない軽いもの忘れのある高齢者も多く，生活に支障をきたす場合も多くみられる．2015 年には認知症施策推進総合戦略～認知症高齢者等にやさしい地域づくりに向けて～（新オレンジプラン）[1]が策定され，軽いもの忘れ，MCI および認知症者が住み慣れた地域環境で，主体的な生活を維持することが今後の高齢社会において重要となるとされている．
我々は，これまでにロボットとの対話により，生活で必要となる情報を認知機能の低下した高齢者に伝えられることを示し，フィールドにおけるコンセンサス・ワークショップ，ビジネスモデルの検討，情報伝達実験等から，システムへの要求
機能を明確にし，日時や予定などの情報提示機能を軸に，日常生活行動を促す情報支援ロボットを用いた生活支援システムの開発を行ってきた．また，重度認知症者への情報伝達は，行動を工程分けして伝えることがわかりやすいとされているが，軽度認知症者においては情報が過分となり結果として判断力が低下する可能性もある．西浦らにより，ロボット音声情報を用いて認知機能レベルの違いによる情報伝達手法の検討では，認知機能レ
ベルの違いにより情報伝達手法を変更する必要性があることが示された[2, 3]．これらの結果を反映したロボットシステムの開発を行い，利用者の認知機能レベルに応じた情報提供を行うため導入手法を構築した[4]．そこで本研究では，高齢者を対象に家庭環境に作成した情報支援ロボットシステムを導入し，本提案システムを利用した際のどのよ
うな効果あるかを検証した．
2．情報支援ロボットシステムによる生活支援手法
本システムは，家族や支援者が遠隔地から情報支援を行えるシステムであり，クラウドサービスを利用し，入力された情報を対象者へ伝えるシス
テム（図 1）となっている．情報支援ロボットとして，図 2 に示す NEC 製 Papero i をプラットフォ― 489 ―

図 1 情報支援ロボットシステム

図 2 Papero iLIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ームとして用いている．
また，認知機能低下した高齢者を対象としていることから，情報を正確に伝えるため，情報伝達
は，人の会話の構造[5]である「注意喚起」→「先行連鎖」→「情報伝達」の 3 段階からなる構造とした．具体的には，注意喚起として，利用者の名前の呼びかけ，先行連鎖では情報伝達に先立ち関連した情報を提示し，その後，目的とする情報伝達を行う．注意喚起や情報伝達においては聞き取れたかどうかを音声認識により確認し，確認できない場合には繰り返すこととした．具体的な情報支
援ロボットの対話アルゴリズムと発話例は，図 3のとおりである．

3.2 被験者
被験者は，認知機能検査（MMSE，COGNISTAT）を実施した上で，認知機能レベルに低下があり，聴力が正常な方を抽出した．実験には，平均年齢
83.0 歳±0.0 歳の女性 6 名に参加いただいた．被験者の詳細は表 1 に示すとおりである．

図 3 発話アルゴリズムと発話例
3．実験
3.1 実験方法
本研究では，情報支援ロボットシステムを家庭環境で使用した際の効果を検証するため，自立型
高齢者施設に入居されている高齢者または在宅高齢者を実験対象とした．本システムの効果を検証するため，被験者には，ロボットによる情報支援がない生活（基本行動）を 1 ヶ月間，その後，ロボットを導入し，ロボットにより情報支援のある生活（ロボット使用）を 1 ヶ月間送ってもらった．
これらの生活の変化から，本システムの効果を検証した．実験では，最初に生活状況のヒアリング
被験者 ID
EVE-1
EVE-2*
EVE-3
EVE-4
EVE-5
EVE-6

を実施，情報支援内容を決定した．今回の実験での効果検証項目は，服薬の状況と睡眠（起床および就寝時間），外出頻度，トイレの回数，居室内での行動状況とした．さらに，自立型高齢者施設では，毎朝実施される安否確認，食事の注文書の提出についても実施した．効果検証は，被験者の行動を確認するために，人感センサ，実感センサ付
きビデオカメラを設置，ロボットとの対話を確認するために IC レコーダを設置し，残薬確認および施設への確認により実施した．さらに，ロボッ
トが受け入れられるかどうかをユーザビリティ評価（SUS）により評価した．
また，本実験は，国立障害者リハビリテーショ
ンセンターの倫理審査委員会の承認を得た上で，実験の対象者に対してインフォームドコンセントを得て実施した．

4．情報支援内容と発話シナリオの作成例
EVE-6 を例に情報支援内容および発話シナリオの作成手法を以下に示す．
生活情報調査の結果、服薬（骨粗鬆症の薬）および行動（生活リズムの変化）を効果検証項目に設定した。また、情報支援内容用は、効果検証項
目の支援の他に、朝晩の挨拶、外出予定（デイサービス、病院、畑作業、等）の案内、健康チェック（血圧および体温の測定と確認）、食事の準備、
ゴミ捨て、洗濯の情報支援ンを行った。基本的な
1 日の情報支援内容は、表 2 に示す通りである。

表 1 被験者情報
施設／在宅
年齢
性別
自立型高齢者施設
77 歳
女性
自立型高齢者施設
88 歳
女性
自立型高齢者施設
84 歳
女性
自立型高齢者施設
80 歳
女性
自立型高齢者施設
86 歳
女性
在宅
83 歳
女性

― 490 ―

MMSE
24 点
28 点
28 点
30 点
28 点
27 点

認知機能低下
理解，記憶
注意
見当識
注意
見当識，注意注意
要介護 

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）日曜： 12:45
12:55
14:30

表 2 情報支援の基本パターン
時刻
情報支援内容6：00 朝の挨拶
6：30 朝食準備
7：00 服薬確認
7：30 ニュースの確認（テレビ）
8：15 掃除の促し
10：00 畑仕事の促し
11：30 昼食準備
15：00 夕食準備
18：15 就寝前服薬確認
18：30 就寝の挨拶

これらの内容に対して，
発話シナリオを作成した．
発話シナリオの作成は，作業療法士と相談の上，認知機能レベルに応じ，被験者に情報が正確に伝わるようにした．

また、曜日ごとに異なる情報支援として、以下の情報支援を行った。
月曜： 7:15
火曜： 7:15
8:00
14:30
水曜： 11:15
11:25
14:30
木曜： 7:15
金曜： 7:15
12:45
12:55
14:30

検証項目
安否確認
食事の注文書
の提出
服薬

ゴミ出し
ゴミ出し
デイサービス
洗濯の確認
血圧、体温測定の促し
血圧、体温の確認
洗濯の確認
ゴミ出し
ゴミ出し
血圧、体温測定の促し
血圧、体温の確認
洗濯の確認

血圧、体温測定の促し
血圧、体温の確認
洗濯の確認

5．実験結果および考察
安否確認および食事の注文書の提出および服薬についての行動達成率を算出した結果を表 3-1 お
よび表 3-2 にまとめる．いずれの被験者においても対象とする行動の行動達成率は，基本行動よりもロボット使用時で高くなるか変化がみられない（忘れない）結果となっていた．このことから，目的とする行動を忘れてしまうことがある場合には，ロボットによる情報支援が有効に作用していることがわかる．
生活状況の結果をみてみると，生活状況の結果
は，人感センサの発火パターンから，起床時間，就寝時間，睡眠時間，外出時間（短時間，長時間），
トイレの回数，センサ発火数およびリラックス時間を検出した．行動は，被験者ごとにパターンが異なるため，EVE-6 の結果を表 4 にまとめる．表4 によると、ロボットを使用することで起床時刻
および就寝時刻が 1 時間程度早くなる方向にスライドしているが、起床および就寝の時間のばらつ

表 3-1 検証項目ごとの行動達成率（EVE-1～3）
EVE-1
EVE-2
EVE-3
基本行動
ロボット
基本行動
ロボット
基本行動
ロボット
100%
100%
100%
100%
96.4%
100%
28/28 回
28/28 回
28/28 回
28/28 回
27/28 回
28/28 回
100%
100%
100%
100%
100%
100%
4/4 回
4/4 回
4/4 回
4/4 回
4/4 回
4/4 回
92.9%
100%
82.1%
85.7%
100%
100%
26/28 回
28/28 回
69/84 回
54/63 回
4/4 回
4/4 回


検証項目
安否確認
食事の注文書の提出
服薬表 3-2 検証項目ごとの行動達成率（EVE-4～6）
EVE-4
EVE-5
EVE-6
基本行動
ロボット
基本行動
ロボット
基本行動
ロボット
100%
100%
100%
100%
28/28 回
28/28 回
28/28 回
28/28 回
100%
100%
100%
100%
4/4 回
4/4 回
4/4 回
4/4 回
100%
100%
96.0%
97.7％
100%
100%
28/28 回
28/28 回215/224 回
219/224 回
28/28 回
28/28 回

― 491 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）表 5 SUS の得点
SUS 得点被験者 ID
EVE-1
85.0 点EVE-2
80.0 点EVE-3
82.5 点EVE-4
92.5 点EVE-5
87.5 点EVE-6
87.5 点
平均
85.8 点

表 4 生活状況の変化（EVE-6）
基本行動
ロボット使用時
起床時刻

6:11±0:30

5:10±0:24

就寝時刻

20:23±0:46

19:12±0:17

睡眠時間[h]8.42±0.78

9.20±0.48

短い外出[回/day]

1.70±0.18

2.11±0.33

長い外出[回/day]

0.48±0.14

1.56±0.28

トイレ[回/day]

9.30±0.59

11.48±0.75

睡眠中トイレ[回/day]

1.17±0.42

0.63±0.18

センサ発火数[回/day]

956±501185±52

リラックス時間[h/day]

5.93±0.47

5.63±0.24

きが小さくなる傾向であり、睡眠時間をみると 1
時間程度長くなり、睡眠時間のばらつきの小さくなる傾向であった。さらに、睡眠中のトイレの回数をみると、
ロボット使用後に減る傾向であった。
これらの結果から、ロボットの使用により、夜間トイレに起きることなく良質な睡眠がとれるようになっていると考える。また、ロボット使用時の短い外出および長い外出の頻度が増える傾向であった。また、センサの発火回数が増加していることから、家の中にいる際も活動的になっていることがうかがえる。これらの結果からは、ロボットの使用により生活が活動的になっていることがうかがえる。
SUS の結果は，表 4 にまとめたとおりである．
SUS の結果からは、平均 85.8 点と非常に高い評価であり、本研究で提案している生活支援システムの受け入れ可能と判断できる。
以上の結果から，本研究で提案する情報支援ロ
ボットシステムが家庭環境において効果があることが示された．
6．おわりに
本研究では，高齢者を対象に家庭環境に作成した情報支援ロボットシステムを導入し，本提案シ
ステムを利用した際のどのような効果あるかを検証した．その結果，情報支援ロボットを使用する
ことで目的とする行動の行動達成率が高くなるあ
るいは変化しないこと，生活状況においては良質
な睡眠，外出頻度の増加，生活が活動的になることが示された．さらに，ユーザビリティ評価においても受け入れ可能と判断されたことから，家庭環境において提案する情報支援ロボットシステム

が有効であることが示された．
謝辞
本研究は日本科学技術振興機構戦略的イノベー
ション創出推進プログラムの助成により実施された．
参考文献[1] 厚生労働省，認知症施策推進総合戦略（新オ
レンジプラン），
http://www.mhlw.go.jp/stf/seisakunitsuite/bunya/
0000064084.html，2016.10.20 accessed.
[2] Y. NISHIURA, T. INOUE and M. NIHEI,Appropriate talking pattern of an information
support robot for people living with dementia: acase study, Joutnal of Assistive Technologies, Vol.
8, No. 4, pp177-187, 2014.
[3] 西浦裕子，井上剛伸，二瓶美里 他，認知症高齢者に対する生活支援ロボットの効果的な情報伝達手法の提案，日本作業療法学会抄録
集 2015，O1359, 2015
[4] 齋藤大輔，西浦裕子，井上剛伸 他，在宅高齢者向け情報支援ロボットの導入手法の構築，
第 29 回バイオメディカル・ファジィ・システ
ム学会年次大会講演論文集（USB），2016[5] 岡本真一郎：言葉の社会心理学 第 3 版，ナカ
ニシヤ出版，2006― 492 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）䛆ㄽᩥ䛇㻌 㻌యㄪᛴኚ᥎ᐃ䛻ྥ䛡䛯ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ᵓ⠏Construction of a cardiovascular modelfor the estimation of sudden change in physical conditionゅ㇂೺ᩯ䠄᪥ᮏᶵᲔᏛ఍Ꮫ⏕఍ဨ䠅*䠈 㔠Ꮚᡂᙪ䠄᪥ᮏᶵᲔᏛ఍䝣䜵䝻䞊䠅*
Kento Kadoya* and Shigehiko Kaneko*
Abstract
Recently, the traffic accident caused by sudden change in physical condition during driving has become a significant social
problem. To prevent such an accident, it is useful to detect the incidence of sudden change in physical condition by making
use of drivers’ biological signals such as blood pressure and heart beat. However, we are short of biological data at sudden
disease to be used as training data, and have not yet successfully constructed reliable estimation algorithm up to now.
Therefore, in our research, we aimed to construct a new cardiovascular system model by combining a cardiac system modeland vascular system model, in which we are able to calculate the fluctuation of biological signals at sudden change inphysical condition. As a result, we confirmed that the model is able to reproduce the fluctuation of blood pressure according
to the state of autonomic nerves.

Key Words
Sudden change in physical condition, Cardiovascular system, Biological signal, Autonomic nerve䠍䠊㻌 ◊✲⫼ᬒ䛭䛣䛷䠈䝗䝷䜲䝞䞊䛛䜙᥇ྲྀ䛷䛝䜛⏕యಙྕ䜢⏝䛔䛯೺ᗣ≧ែ᪥ᮏᅜෆ䛾஺㏻஦ᨾṚஸ⪅ᩘ䛿䠈⮬ື㌴䛾Ᏻ඲ᢏ⾡䛾ྥୖ䝰䝙䝍䝸䞁䜾䛻䜘䜛䠈యㄪᛴኚ䛾Ⓨ⏕䛾᳨▱䛻╔┠䛩䜛䠊䝗䝷䜲䝞䛻䜘䜚ᖺ䚻ῶᑡഴྥ䛻䛒䜛䛜䠈ᮍ䛰䛻⣙ 4000 ே䛾᪉䛜஺㏻஦ᨾ

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ᮾி㒔ᩥி༊ᮏ㒓 7-3-1

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Japan䠎䠊㻌 ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ᵓ⠏㻌 ᚰ⮚⾑⟶⣔䛾ാ䛝䜢෌⌧䛩䜛䛯䜑䛾ᩘ⌮䝰䝕䝹䜢ᵓ⠏䛩䜛䛯― 493 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）䜑䛾ᡭἲ䜢⪃䛘䜛䠊䛣䛣䛷ᚰ⮚⣔䛸䛿䠈⮬ᚊ⚄⤒≧ែ䛻ᛂ䛨䛶ᚰ᧛䝅䝭䝳䝺䞊䝅䝵䞁䜢ྲྀ䜚ୖ䛢䜛䠊⬦Ἴఏ᧛䝅䝭䝳䝺䞊䝅䝵䞁䛷䛿䠈⮚䛾ᢿືⓎ⏕䜢ྖ䜛䝅䝇䝔䝮䜢ព࿡䛧䠈䜎䛯⾑⟶⣔䛸䛿䠈ᚰ⮚䛛

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Fig.2 Arterial network
targeted in the simulation of pulse wave propagation䛩䜛䛣䛸䛷ィ⟬䛜㐍䜐䠊䛭䛾ᡭ㡰䜢௨ୗ䛻㏙䜉䜛䠊ϸ䠅䜎䛪䠈ᚰ⮚⣔䛾ᅽຊ䝉䞁䝃䞊䛷䛒䜛ᅽཷᐜయ䛻⾑ᅽ್䛜ධຊ䛥䜜䜛䛸䠈䛭䜜䛻ᑐ䛩䜛ᛂ⟅䛸䛧䛶ᅽཷᐜయάື䛜ᚓ䜙䜜䜛䠊

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1Time [s]1.5

2

Fig.3 Blood Flow as an inlet boundary conditionof the simulation of pulse wave propagation௨ୖ䛜ᚰ⮚⣔䝰䝕䝹䛾 1 ᢿศ䛾ィ⟬䝣䝻䞊䛷䛒䜚䠈ᚰ⮚㒊⾑ᅽ䛚䜘䜃ᢿື㛫㝸䜢ᚓ䜛䛣䛸䛜䛷䛝䜛䠊௨ୖ䛜ᚰ⮚⣔䝰䝕䝹䛾ᴫせ䛷䛒䜛䠊

2.3㻌 ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹

Baroreceptor

ϸ䠅Baroreceptor
Activityᮏ⠇䛷䛿䠈2.1 ⠇䛾ᚰ⮚⣔䝰䝕䝹䛸 2.2 ⠇䛾⾑⟶⣔䝰䝕䝹䜢㐃ᡂ䛥䛫䛯ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䜢ᵓ⠏䛩䜛᪉ἲ䜢⪃䛘䜛䠊୧䝰䝕䝹䜢⤌䜏ྜ䜟䛫䜛䛯䜑䛻䠈1 ᢿ䛤䛸䛻䠈䐟ᚰ⮚⣔䊻⾑⟶⣔䠈䐠⾑⟶Central Nervous⣔䊻ᚰ⮚⣔䛻䛹䛾䜘䛖䛺≧ែ㔞䜢䜔䜚ྲྀ䜚䛩䜛䜉䛝䛛䜢⪃䛘䜛䠊Ϲ䠅Autonomic Nervous
ActivityϺ䠅Blood Pressure䐟ᚰ⮚⣔䊻⾑⟶⣔2.1 ⠇䛷㏙䜉䛯䜘䛖䛻䠈ᚰ⮚⣔䝰䝕䝹䛷 1 ᢿศ䛾ィ⟬䜢⾜䛖䛣䛸䛷䠈⮬ᚊ⚄⤒άື䛻ᛂ䛨䛯ᚰ⮚㒊⾑ᅽ䛸ᢿື㛫㝸䛜ィ⟬䛥䜜䜛䠊

Sinus Node䛣䛣䛷䠈ᖹᆒື⬦䠄ᚰ⮚㒊䠅⾑ᅽ䛸 Fig.4 䛻♧䛩䝫䞁䝥ᶵ⬟᭤⥺8)䜢⪃៖䛩䜛䛸䠈1 ᅇ䛾ᚰ⮚཰⦰䛷ᨺฟ䛥䜜䜛 1 ᅇᢿฟ䠄⾑ᾮ䠅㔞䜢

TissueTransfer ofState Quantityồ䜑䜛䛣䛸䛜䛷䛝䜛䠊䛣䛾䜘䛖䛻䛧䛶ồ䜑䛯 1 ᅇᢿฟ㔞䛜䠈Fig.3 䛾ϻ䠅Heart beat Intervalᢿฟὶ㔞䛸ᢿື㛫㝸䛛䜙ồ䜑䜙䜜䜛 1 ᅇᢿฟ㔞䛸➼䛧䛟䛺䜛䜘䛖䛻䠈Fig.1 A schematic diagram of cardiac modelྛ᫬㛫䝇䝔䝑䝥䛾ᢿฟὶ㔞䜢ᐃᩘಸ䛩䜛䠊䛣䛾䜘䛖䛻䛧䛶ᚓ䜙䜜䛯ᢿฟὶ㔞䜢⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ධཱྀቃ⏺᮲௳䛸䛧䠈ึᮇ᮲௳䛸䛧

2.2 ⾑⟶⣔䝰䝕䝹⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛸䛧䛶䠈Olufsen 䜙7)䛜ᥦၐ䛧䛯ື⬦⥙䛾⬦Ἴఏ䛶ᚰ⮚㒊䛾ᢿฟ⾑ᅽ䜢୚䛘䜛䛣䛸䛷䠈1 ᢿ䛾ᢿື㛫㝸ศ䛰䛡ື⬦― 494 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.4㻌 ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ጇᙜᛶ᳨ド⥙䝅䝭䝳䝺䞊䝅䝵䞁䛾ィ⟬䜢⾜䛖䛣䛸䛸䛩䜛䠊䠄⮬ᚊ⚄⤒䛾≧ែኚ໬䛻క䛖⾑ᅽἼᙧ䛾ኚື䠅ᮏ⠇䛷䛿䠈ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ጇᙜᛶ᳨ド䜢⾜䛖䛯䜑䛻䠈⮬ᚊ⚄⤒≧ែ䛻ᛂ䛨䛯⾑ᅽἼᙧ䜢⟬ฟ䛧䠈䛭䛾⤖ᯝ䛜୍⯡ⓗ䛺⏕⌮Ꮫⓗ▱ぢ䛸୍⮴䛧䛶䛔䜛䛛䛹䛖䛛䜢ㄪᰝ䛩䜛䠊䛣䛣䛷䛿䠈⮬ᚊ⚄⤒≧ែ䛸䛧䛶䠈ᚰ⮚⣔䝰䝕䝹ෆ䛾≧ែ㔞䛷䛒䜛஺ឤ⚄⤒άື䛸๪஺ឤ⚄⤒άື䛻㐺ษ䛺㔜䜏䛵䛡䜢᪋䛩䛣䛸䛷[A]஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䠈[B]๪஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䜢෌⌧䛧䠈䛭䛾㝿䛻ฟຊ䛥䜜䜛⾑ᅽἼᙧ䜢☜ㄆ䛩䜛䠊䛺䛚䠈㔜䜏䛾タᐃ᪉ἲ䛿ᩥ⊩11)䛻ೌ䛖䜒䛾䛸䛩䜛䠊
Fig.5 䛻ᚰ⮚㒊䠄Fig.2 䛾⾑⟶␒ྕ 1䠅䛚䜘䜃ྑᶨ㦵䠄Fig.2 䛾⾑⟶␒ྕ 8䠅䛾 1 ᢿศ䛾⾑ᅽἼᙧ䛻㛵䛧䛶䠈[A]஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䠈

Fig.3 A pump characteristic curve of a heart8)[B]๪஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䜢᝿ᐃ䛧ィ⟬䛧䛯⤖ᯝ䜢♧䛩䠊䜎䛯 Table1䐠⾑⟶⣔䊻ᚰ⮚⣔䛿䠈ྛ᮲௳䛻䛚䛡䜛཰⦰ᮇ⾑ᅽ䠈ᣑᙇᮇ⾑ᅽ䛚䜘䜃ᚰ⮚䛾ᢿື㻌 ୖ㏙䛧䛯䜘䛖䛻䠈1 ᅇᢿฟ㔞䛸ᢿฟ⾑ᅽ䜢䜒䛸䛻䠈 1 ᢿ䛾ື⬦䛻㛫㝸䜢♧䛧䛯䜒䛾䛷䛒䜛䠊䛚䛡䜛⬦Ἴఏ᧛䜢ィ⟬䛩䜛䠊䛣䛣䛷䠈⾑⟶⣔䛜ᚰ⮚⣔䜈୚䛘䜛ᙳ㡪䜢⪃៖䛩䜛䛯䜑䛻䠈ᚰ⮚⣔䛾⾑ᅽ᳨▱䜢ᢸ䛖ᅽཷᐜయ䛜ື⬦ෆ䛾䛹䛾఩⨨䛻Ꮡᅾ䛩䜛䛛䛻䛴䛔䛶᳨ウ䛩䜛䠊㻌 ୍⯡ⓗ䛻䠈ேయ䛻Ꮡᅾ䛩䜛ᅽཷᐜయ䛾୰䛷䜒䠈᭱䜒⾑ᅽ䛾ኚື䛻ᛂ⟅䛩䜛䛸⪃䛘䜙䜜䛶䛔䜛䛾䛜⾑⟶ᅽཷᐜయ䛷䛒䜚䠈㢕ື⬦䛸኱ື⬦ᘪ䛻Ꮡᅾ䛩䜛9)䠊㢕ື⬦㒊䛾ᅽཷᐜయ䛿⯉ဗ⚄⤒䜢㏻䛧䛶䠈኱ື⬦ᘪ䛾ᅽཷᐜయ䛿㏞㉮⚄⤒䜢㏻䛧䛶⾑ᅽ䛻ാ䛝䛛䛡䜛䠊⯉ဗ⚄⤒䠈㏞㉮⚄⤒䛿䛹䛱䜙䜒⬻⚄⤒䛾୍䛴䛷䛒䜛䠊୧⪅䛾䛖䛱䠈ෆⶶ䛾⚄⤒ᨭ㓄䜢㏞㉮⚄⤒䛜ᢸ䛳䛶䛔䜛10)䛣䛸䜢⪃䛘䜛䛸䠈㏞㉮⚄⤒䜢㏻䛧䛶⾑ᅽ䜢ไᚚ䛩䜛኱ື⬦ᘪ䛾ᅽཷᐜయ䛜ᚰ⮚⣔䛾⾑ᅽ᳨▱䛻㛵䛧䛶ᨭ㓄ⓗ䛷䛒䜛䛸⪃䛘䜙䜜䜛䠊௨ୖ䛾⏕⌮Ꮫⓗ▱ぢ䜢㋃䜎䛘䠈ᮏ◊✲䛷䛿䠈኱ື⬦ᘪ䠄Fig.2
䛾⾑⟶␒ྕ 2䠅䛾⾑ᅽ್䜢⾑⟶⣔䛛䜙ᚰ⮚⣔䜈䛸Ώ䛩≧ែ㔞䛸䛩䜛䠊㻌 䐟䐠䛷㏙䜉䛯䝰䝕䝹㛫䛷䛾≧ែ㔞䛾䜔䜚ྲྀ䜚䜢㋃䜎䛘䛯ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛾ᶍᘧᅗ䜢 Fig.4 䛻♧䛩䠊

Fig.5 Blood pressure at heart (top) and at radial (bottom)
Table 1 Systolic and diastolic blood pressure and heart beat interval(Sympathetically and Para-sympathetically)[A] SympatheticallyFig.4 A schematic diagram of a cardiovascular model[B] Para-sympatheticallyHeart

RadialHeart

Radial

SBP[mmHg]

133.30133.40129.81129.92DBP[mmHg]

67.57

59.65

61.07

55.15

Heart Beat
Interval [s]― 495 ―

1.11

1.31

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）䜎䛪䠈஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䛚䜘䜃๪஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䛾ᕪ␗䛻╔

6)

Kiyoshi Kotani, Zbigniew R. Struzik, Kiyoshi Takamasu, H.

┠䛩䜛䛸䠈஺ឤ⚄⤒ඃໃ᫬䛾᪉䛜㧗䛔⾑ᅽ್䜢♧䛧䛶䛔䜛䛣䛸䛜

Eugene Stanley, and Yoshiharu Yamamoto, “Model for䜟䛛䜛䠊䜎䛯ᚰ⮚䛾ᢿື㛫㝸䛿▷⦰䛧䛶䛔䜛䠊୍⯡ⓗ䛻஺ឤ⚄complex heart rate dynamics in health and disease”, Physicalreview E, 2005; 72: 041904-1-8⤒䛾ஹ㐍䛻క䛔䠈ᮎᲈ⾑⟶᢬ᢠ䛜ቑຍ䛧඲㌟䛾⾑ᅽ䛜ୖ᪼䛩䜛䛾䛸䛸䜒䛻ᚰᢿᩘ䛜ቑຍ䛧ᢿື㛫㝸䛿▷䛟䛺䜛 8) 䠊䛣䛾⏕⌮Ꮫⓗ7)

Olufsen, M.S, Peskin, C.S, Kim, W.Y, Pedersen, E.M, Nadim,▱ぢ䜢⪃៖䛩䜛䛸䠈ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛿⮬ᚊ⚄⤒䛾≧ែኚ໬䛻A, and Larsen, J,“Numericaal simulation and experimentalక䛖⾑ᅽἼᙧ䛾ኚ໬䜢ᐃᛶⓗ䛻ጇᙜ䛻⾲䛩䛣䛸䛜䛷䛝䛶䛔䜛䛸ゝvalidation of blood flow in arteries with structured-tree䛘䜛䠊outflow conditions”, Annals of Biomedical Engineering,㻌 ḟ䛻䠈ᚰ⮚㒊䛸ᶨ㦵㒊䛾⾑ᅽἼᙧ䛾≉ᚩ䛾㐪䛔䛻╔┠䛩䜛䠊

2000; 28: 1281-1299

୍⯡ⓗ䛻⾑ᅽἼᙧ䛻䛿 2 䛴䛾䝢䞊䜽䛜Ꮡᅾ䛧䛶䛚䜚䠈➨୍䝢䞊䜽8)䛿ᚰ⮚䛜཰⦰䛧䛶ᚰᐊ䛛䜙኱ື⬦䛾ධཱྀ䛻ྥ䛛䛳䛶⾑ᾮ䜢㏦䜚ฟ䛧䛯᫬䛾㥑ฟἼ䠈➨஧䝢䞊䜽䛿㥑ฟἼ䛜඲㌟䛾⾑⟶䛻㊴䛽㏉䜲䞁䝍䞊䝘䝅䝵䝘䝹䠈20139)䛳䛶ᡠ䛳䛶䛝䛯཯ᑕἼ䛻⏤᮶䛩䜛䜒䛾䛷䛒䜛12)䠊Fig.5 䜢ぢ䛶䜏䜛

Ꮫ᭩㝔
10)

ຍ⸨ᏹྖ䠈ᚋ⸨⸅䠈⸨஭⪽䠈ᒣᓮⰋᙪ䠈䇾䝧䜰䞊䝁䝜䞊䝈䝟

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ᮏ㒓฼᠇䠈ᘅ㔜ຊ䠈㇏⏣㡰୍䠈ᑠ⃝™ྖ䠈⚟⏣ᗣ୍㑻䠈ᮏ㛫◊୍䠈኱᳃἞⣖䠈኱ᶫಇኵ䠈䇾ᶆ‽⏕⌮Ꮫ䇿䠈➨ 6 ∧䠈་䛸䠈ᚰ⮚㒊䛚䜘䜃ᶨ㦵㒊䛾⾑ᅽἼᙧ䛻䛿 2 䛴䛾䝢䞊䜽䛜Ꮡᅾ䛧䛶䛔䜛䛜䠈➨஧䝢䞊䜽䛻㛵䛧䛶䛿䠈ᶨ㦵䛾᪉䛜㢧ⴭ䛻⾲䜜䛶䛔䜛䠊ᒸ⏣㝯ኵ௚䠈ᚰ⮚䞉ᚠ⎔䛾⏕⌮Ꮫ䠈䝯䝕䜱䜹䝹䞉䝃䜲䜶䞁䝇䞉䝷䝕䜱䞊䝋⚄⤒⛉Ꮫ䠖⬻䛾᥈ồ䇿すᮧ᭩ᗑ䛭䛾Ἴᙧ䛾≉ᚩ䛿୍⮴䛧䛶䛔䜛䠊䛯╀Ẽ᥎ᐃ䛻ྥ䛡䛯ᩘ⌮䝰䝕䝹䛾ᵓ⠏䇿䠈Dynamics and㻌 ௨ୖ䜘䜚䠈ᮏ◊✲䛷ᵓ⠏䛧䛯ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹䛿⮬ᚊ⚄⤒≧

Design Conference 2016䠈ᒣཱྀ䠈2016-08-23/26

ែ䛻ᛂ䛨䛯⾑ᅽἼᙧ䜢ᐃᛶⓗ䛻ጇᙜ䛻෌⌧䛷䛝䛶䛔䜛䛸ゝ䛘䜛䠊12)㧗ἑㅬ஧䠈⾑ᅽ㠉࿨䠈ㅮㄯ♫䠈2006

䜎䛯䠈ィ

13)

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W.NICHOLS,

MICHAEL

F.O’ROURKE,

McDONALD’S BLOOD FLOW IN ARTERIES Theroretical,䛜䛷䛝䛶䛔䜛䠊

experimental and clinical principles, Hodder Arnold䠏䠊㻌 ⤖ゝ㻌 ᮏ◊✲䛷䛿䠈ᚰ⮚⾑⟶⣔䛾ാ䛝䜢෌⌧䛩䜛䛣䛸䛾䛷䛝䜛ᩘ⌮䝰䝕䝹䜢ᵓ⠏䛧䛯䠊䜎䛯䠈⮬ᚊ⚄⤒≧ែ䛾ኚ໬䛻క䛖⾑ᅽ䛚䜘䜃ᢿື㛫㝸䛾ኚ໬䜢ㄪᰝ䛩䜛䛣䛸䛷䠈䝰䝕䝹䛜ᐃᛶⓗ䛻ጇᙜ䛷䛒䜛䛣䛸䜢☜ㄆ䛧䛯䠊㻌 ௒ᚋ䛿䠈ᮏ◊✲䛷ᵓ⠏䛧䛯ᚰ⮚⾑⟶⣔䝰䝕䝹ෆ䛷㐺ษ䛺䝟䝷䝯䞊䝍ኚ໬䜢⾜䛖䛣䛸䛷䠈ᑐ㇟䛸䛧䛯యㄪᛴኚ䛜Ⓨ⏕䛧䛯㝿䛾⏕యಙྕኚື䝕䞊䝍䜢⟬ฟ䛩䜛䛣䛸䛜ᮇᚅ䛥䜜䜛䠊ཧ⪃ᩥ⊩(HP 䛾᭱⤊䜰䜽䝉䝇᪥䛿 2017/07/19)
1)

ᖹᡂ 28 ᖺ୰䛾஺㏻஦ᨾṚ⪅ᩘ䛻䛴䛔䛶䠈⥲ົ┬⤫ィᒁ䠈
2017;http://www.e-stat.go.jp/SG1/estat/List.do?lid=000001168544

2)⮬ື㌴㐠㏦஦ᴗ䛻ಀ䜛஺㏻஦ᨾせᅉศᯒ᳨ウ఍ሗ࿌᭩䠈
ᅜᅵ஺㏻┬⮬ື㌴ᒁ䠈2014;
https://www.mlit.go.jp/jidosha/anzen/03analysis/resourse/dat
a/h25_2.pdf

3)⮬ື㌴㐠㏦஦ᴗ⏝⮬ື㌴஦ᨾ⤫ィᖺሗ䠄⮬ື㌴஺㏻䛾㍺㏦䛾Ᏻ඲䛻䛛䛛䜟䜛᝟ሗ䠅䠄ᖹᡂ 26 ᖺ䠅䠈ᅜᅵ஺㏻┬⮬ື㌴ᒁ䠈2016; https://www.mlit.go.jp/common/001149551.pdf

4)䝗䝷䜲䝞䞊␗ᖖ᫬ᑐᛂ䝅䝇䝔䝮䠄ῶ㏿೵Ṇᆺ䠅ᇶᮏタィ᭩䠈ᅜᅵ஺㏻┬⮬ື㌴ᒁ䠈2016;
https://www.mlit.go.jp/common/001124853.pdf

5)

H.Seidel䠈H.Herzel䠈䇾Bifurcations in a nonlinear model ofthe baroreceptor-cardiac reflex 䇿 䠈 Physica D : Nonlinear
Phenomena, 1998; 115(1): 145-160― 496 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）加速度脈波を用いた体組成計上での脈波伝播速度測定に関する研究
Study on Pulse Wave Velocity Measurement Method using Acceleration Plethysmographyduring Standing on Body Composition Monitor
〇高橋翔

前田祐佳

水谷孝一

若槻尚斗（筑波大学）

Shyo TAKAHASHI, Yuka MAEDA, Koichi MIZUTANI, Naoto WAKATSUKI
Abstract: Pulse Wave Velocity(PWV) is one of the indices for arteriosclerosis. Measurement of PWV is important to early

detection and diagnosis of arteriosclerosis. In this research, we proposed a system to measure PWV in standing position for
more convenient measurement, and explored the possibility of our proposed method. PWV was calculated fromelectrocardiogram and a-wave or b-wave of acceleration plethysmography obtained from finger. PWV obtained from a-wave
had smaller correlation with systolic blood pressure than that obtained from b-wave. On the other hand, when the subjects
were restricted to low coefficient of variation of PWV (under 0.4), the correlation coefficient between PWV obtained froma-wave and systolic blood pressure was improved compared with that obtained from b-wave. These results suggested thatthe accuracy of the PWV measurement was increased with the combination of a-wave and b-wave of acceleration
plethysmography.
Key Words: Pulse Wave Velocity, Standing position, Acceleration Plethysmography
1. 序論
現代の日本では，心疾患や脳血管疾患などの動脈硬化性疾2. 計測原理

患を死因とする割合が 20%以上を占めており(1)，問題となっFigure 1 に示すように，PWV は脈波が伝播した距離を脈ている．動脈硬化は自覚症状が現れず進行するため，重症化

波伝播時間 (Pulse Arrival Time, PAT) で除することで算出さに至りやすい．重症化する前の投薬治療や生活習慣の改善のれる．本研究では，心電図 R 波の頂点と脈波の立ち上がり点ために，動脈硬化の早期発見・診断が緊要であるの時間差を PAT として PWV を算出した．心臓から右手第 2(2)．

動脈硬化の指標の１つに脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity,

指までの距離を L [cm]とし，脈波伝播時間を PAT [s]として，

PWV）がある．脈波とは，心臓から送り出された血液によっEq. (2) より PWV を求めた．このとき L は，baPWV に用いて生じた動脈の拍動が末梢へと伝播する波である．脈波伝播られる算出式，身体の高径寸法比率(6)，および身長からの上速度と血管の弾性の関係は，Moens-Korteweg の式によると，肢の作業域推定式(7)から，算出式 Eq. (3) を定義した．

𝐸𝐸∙ℎ

𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃 = √2𝑟𝑟∙𝜌𝜌 ,𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃(cm/s) = 𝐿𝐿/𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃,(1)

𝐿𝐿(cm) = 0.5588×(身長)(cm) − 11.9734.

と表される．ここで E は Young 率，h は血管壁の厚さ，𝜌𝜌は(3)．Eq. (1)

(2)
(3)

脈波の計測には，光電式脈波センサを使用した．脈波の立は動脈硬化な

ち上がり点の同定には脈波を 2 階微分した波形のピーク点

どで血管の壁が硬いほど，PWV は速いことを表している．

を立ち上がり点とする 2 階微分法を用いた．脈波を 2 階微分

また，動脈壁の硬さは血圧に大きく影響され，収縮期血圧とした波形には特徴的な山があり，それぞれ a 波，b 波，c 波

PWV は有意に関連していることが知られていると呼ばれている．Figure 2 に示すように，本研究では a 波を

血液の密度，𝑟𝑟は血管の半径である(4)．

上記の原理で動脈硬化を評価する指標に，上腕－足首間PWV (brachial-ankle PWV, baPWV) があり，医療機関などで広く用いられている．baPWV の計測は，両腕と両足首に血圧測定カフを装着し安静仰臥位で行う．この手法は，非侵襲的であることや再現性が高いという利点があるが，現在は専用の設備のある医療機関に通院する必要がある．また，計測には一定時間安静仰臥位を保つ必要があり，自宅や職場での簡便で日常的な PWV のモニタリングに適していない．
そこで，立位時の PWV 計測(5)に着目し，すでに広く普及している健康管理デバイスである体組成計を用いて，立位時
PWV を計測する手法を提案した．本研究では提案手法で計測した立位時 PWV が収縮期血圧との相関関係にあるかを検証すると共に，PWV を算出する際に適した脈波立ち上がり
点同定方法について検討した．

― 497 ―

Fig.1 Definition of PAT.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig.2

Detection methods of rising edge.

用いた 2 階微分法，b 波を用いた 2 階微分法を用いて PWV

11574, Spark Fun)を取り付けた．また，心電図記録のための電を算出し比較した．心電の計測には標準 12 誘導のうち，最極の貼付位置は，標準 12 誘導心電図中の四肢双極誘導第Ⅱも R 波が明瞭となる第Ⅱ誘導法を利用した ．

誘導をもとに，心電図計測用電極を右手グリップ部に陰極，(8)

左足足底部に陽極，左手グリップ部にグラウンドとなるように取り付けた．体組成計の電極部を利用することで，被験者3. 立位時 PWV 計測システム概要
Figure 3 に立位時 PWV 計測システムの概要図を示す．実験には体組成計インナースキャン 50 V (BC-621, タニタ)を用いた．体組成計には，体脂肪率や骨量を計測するための電極が左右グリップ部，左右足底接触部に搭載されている．提案システムでは，右手グリップ部に光電式脈波センサ(SEN-の身体に直接電極を貼付せずに，心電図の記録を行った．
4. 実験
健常若年男性 13 名 (年齢 22.0±1.5 [歳], 身長 171.3±5.6[cm], 体重 65.0±5.0 [kg]) に対し，高さ約 30cm の台を用いて昇降運動を 100 回行う血圧上昇タスク前後の PWV の変化を検証した．
実験の流れを Fig.4 に示す．
60 秒の立位安静後，提案システムを用いて安静状態において脈波・心電を 30 秒
間計測し(Fig.4，①)，同時に左腕に装着したデジタル血圧計(UA-851PBT-C, A&D Medical)を用いて血圧計測を行った．次に血圧上昇タスクを実施し,その後提案システムを用いてタ
スク後 300 秒間の脈波・心電，および脈波・心電計測開始から 15 秒(Fig.4，②)，150 秒(Fig.4，③)，285 秒(Fig.4，④)の血圧をデジタル血圧計を用いて計測し，安静時とタスク後のPWV と血圧の推移を比較した．
5．解析
5.1 PWV の算出
脈波においては，商用電源ノイズ等の高周波ノイズの除去

Fig.3 PWV measuring system.

Fig.4 Experimental protocol.

― 498 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）のため，カットオフ周波数 50 Hz のディジタル・ローパスフ

5.3 相関係数

ィルタおよび，基線動揺ノイズを除去するためのカットオフ

提案システムにより PWV 測定が可能であるかを検証する

周波数 0.5 Hz のディジタル・ハイパスフィルタを適用した．

ために，提案システムにより算出した PWV と収縮期血圧の心電の解析は，脈波と異なる帯域にノイズを持つことから，相関を求めた．血圧上昇タスク前の 30 秒間，およびタスク

カットオフ周波数 30 Hz のディジタル・ローパスフィルタお後の脈波，心電計測開始から 0–30 [s]，135–165 [s]，270–300

よび，カットオフ周波数 1 Hz のディジタル・ハイパスフィ[s]の 4 区間において算出された PWV の区間平均を用い，ルタを適用した．ノイズが発生する原因として，被験者の身PWV と血圧の関係を評価した．

体に直接心電計測用電極を貼付せず，体表面が接する体組成計の電極に心電計測用電極を貼付したことが考えられる．
体動によって脈波立ち上がり点が誤検出された際の PWVの誤った値の数を低減するため，被験者ごとに算出した
PWV の標準偏差，1 拍ごとの PWV の偏差を求め，偏差が標準偏差の 3 倍以上であるものを外れ値として除外した.

6.1 a 波を用いた 2 階微分法による PWV
本研究では a 波，b 波を用いた 2 階微分法の 2 手法を用いて，提案デバイスにおいて適切な立ち上がり点同定法について検証した．a 波により算出した PWV の推移の典型例を

5.2 変動係数
PWV の時間変化におけるばらつきの評価として変動係数を用いた．変動係数は血圧上昇タスク前の 30 秒間，およびタスク後の脈波，心電計測開始から 0–30 [s]，135–165 [s]，270–300 [s]の 4 区間において標準偏差を平均値で除算することにより求めた．

6. 結果

Fig.5 に示す．Fig. 5 は，縦軸は PWV，横軸は時間を表し，
血圧上昇タスク後の PWV の推移をプロットしたものである．
各グラフの横軸に平行な実線は，それぞれの手法から求めた
血圧上昇タスク前の平均 PWV である．Fig. 5 において PWVは時間経過と共に血圧上昇タスク実施前の PWV へ漸近している．しかし，Fig.6 に例を示すように，ある被験者においては PWV のばらつきが大きくなった．このような被験者においては変動係数が大きくなることが確認された．
13 人の被験者から得られた，a 波による 2 階微分法から求めた PWV と収縮期血圧の関係を Fig. 7 に示す．Fig.7 の横軸
は a 波を用いて算出した PWV，縦軸は収縮期血圧である．
このとき，相関係数 r=0.29，有意確率 p=0.008 となり，提案システムにより算出した PWV と収縮期血圧は弱い相関関係にあると示された．
相関係数が小さくなった原因として，PWV の変動係数が大きい被験者が含まれていることが考えられる．5.2 で求めた変動係数の平均が 0.4 以下となった被験者 7 人分のデータ
から PWV と収縮期血圧の相関をみると，相関係数 r=0.87，
有意確率 p=0.0004 となり強い相関がみられた．このときのPWV と収縮期血圧の関係を Fig.8 に示す．

Fig.5 Typical example of PWV change (a-wave).

6.2 b 波を用いた 2 階微分法による PWV
b 波を用いた 2 階微分法で算出した PWV の推移の典型例

Systolic blood pressure [mmHg]

200
180
160

b-wave

140
120
100

Fig.6 Example of PWV change with large variations.

a-wave

200

300

400
PWV [cm/s]

500

600

Fig.7 Cross-correlation of blood pressure and PWV (n=13).

― 499 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

た．

200

全ての被験者から収縮期血圧と加速度脈波の a 波より求め

Systolic blood pressure[mmHg]

a-waveた PWV の相関を求めたところ r=0.29 となり，弱い相関を示

b-wave180

した．また，全ての被験者から収縮期血圧と加速度脈波 b 波により求めた PWV の相関を求めたところ r=0.56 となり，相関があることを示した．b 波より算出した PWV と血圧の相160

関の方が a 波より算出した PWV と血圧の相関より高い相関を示した原因は，a 波より算出した PWV の変動係数より b140

波より算出した PWV の変動係数の方が小さくなる被験者が多かったためであると考えられる．

120

a 波により算出した PWV の変動係数が 0.4 以下の被験者から相関係数を算出ところ r=0.87 となり，強い相関を示し

100

た．b 波を用いて算出した PWV の変動係数が 0.4 以下の被
200

300

400

PWV[cm/s]

験者から PWV と血圧の相関係数を算出すると r=0.71 となっ500

た．
以上から，PWV の変動係数が 0.4 以下である被験者に対しFig.8 Cross-correlation of blood pressure and PWV (n=7).

ては加速度脈波の a 波による 2 階微分法を用いることで血圧との相関関係を得られることが示された．また，a 波で算出した PWV において変動係数が大きくなるデータが得られた
場合には，b 波を用いて PWV を算出することで血圧との相関関係を得られることが示された．
8. まとめ
実験において提案システムを用いて計測した PWV と血圧が相関関係にあることから，提案システムを用いた PWV 計
測の有用性が示唆された．このとき，得られた PWV の変動係数の値によって，加速度脈波 a 波と b 波を併用することが必要であることが示された．
この提案システムを用いて日々の PWV の変動を計測する
ことで，家庭や職場の簡便なモニタリングが可能になり，動脈硬化の早期発見につながると考えられる．

Fig.9 Typical example of PWV change (b-wave)
を Fig.9 に示す．Fig.9 の縦軸は PWV，横軸は時間を表し，
血圧上昇タスク後の PWV の推移をプロットしたものである．
a 波を用いて算出した PWV と同 様に，b 波を用いた 2 階微分法によって算出した PWV は血圧上昇タスク後から時間経
過と共に運動前の PWV の平均値 に漸近していた． b 波を用いた 2 階微分法によって算出した PWV と収縮期血圧の相関を Fig.7 に示す(n=13)．相関係数

r=0.557，有意確率 p=0.3となった．この結果は，b 波を用いて算出した PWV と収縮期血圧の方が a 波を用いて算出した PWV と収縮期血圧の相関(n=13)より強い相関を持っていることを示している．しか

参考文献
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西巻祐, 前田祐佳, 水谷孝一, 若槻尚斗, 光電脈波センサを用いた立位時PWV推定に関する研究, LIFE2015公し，b 波を用いた 2 階微分法により算出した PWV の変動係
数が 0.4 以下となる被験者 7 人分のデータから PWV と収縮期血圧の関係(Fig.8)を見ると r=0.71，p=0.00002 となった．

厚生労働省, “平成26年患者調査の概況”, 受療率,
2014.

演予稿集, USB, 3D2-02, 2015(6)吉岡松太郎, 河内まき子, 横井孝志, 堀田明裕, 横山一也，身体の高径寸法比率の分析, 人間工学 Vol.29
Supplement, pp244–245.

7. 考察
提案システムより算出された PWV は時間経過と共に血圧上昇タスク実施前の PWV へ漸近することが確認された．この結果は，血圧上昇タスク実施後直後から時間経過に伴い安(7)

黄經綸, 大箸純也, 佐藤陽彦, 手の最大作業域について, 人間工学 Vol.25 No.1, pp.27–32, 1989.

(8)静時の値へと漸近していく血圧の変化と同様の傾向であっ― 500 ―

田村俊世, 医用機器Ⅰ, コロナ社, 2006.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）光電脈波計測における LED-PD 間隔と体動アーチファクトの関係
Relationship between LED-PD Interval and Motion Artifacts in
Photoplethysmography○大田将平 1，前田祐佳 2，水谷孝一 2，若槻尚斗 2
1. 筑波大学大学院システム情報工学研究科

2. 筑波大学システム情報系○Shohei Ota1, Yuka Maeda2, Koichi Mizutani2 and Naoto Wakatsuki2
1. Graduate School of Systems and Information Engineering, University of Tsukuba
2. Faculty of Engineering, Information and Systems, University of Tsukuba
Abstract: It is important to monitor the condition of health during daily life and exercise. Photoplethysmography (PPG) is
one of the methods for monitor the condition of health. However, this method has a problem that motion causes noise in PPG
signals, which is called motion artifacts. Thus, it is difficult to monitor pulse wave by PPG during motion. Here, we attempted
to reduce motion artifacts. We investigated the effect of LED wavelength and LED-PD interval on motion artifacts in PPG
signal. PPG sensors were composed of one LED and eight PDs which were arranged in different distances from LED.Ten
young healthy subjects were recruited to participate in the experiment. The subjects were asked to attach the PPG sensor on
their index finger of right hands. Firstly, PPG signals were measured for three minutes with subjects rest. Secondly, PPG
signals were measured for three minutes while the vibration was given to subjects’ hand in vertical direction by a vibrator. As
the result, it was suggested that influence of motion artifacts in PPG signals varies by wavelength of LED and LED-PD
interval.
Key Words: photoplethysmography, motion artifacts
1. 序論

今日の日本では，高齢化の進行や生活習慣病患者の増加
により，日常生活や運動時に健康状態のモニタリングを行うことが重要となっている (1) (2)．健康状態のモニタリング
方法の1つとして，光電脈波計測が挙げられる．光電脈波
計測では，光学的手法により非侵襲的な計測が可能となっており，LEDとフォトダイオード（PD）で構成される脈波計を皮膚に接触させるだけで，簡易に脈波を計測することができる (3)．
しかし，光電脈波計測を運動時に行うことは，体動などによりノイズが生じるという欠点から困難である (4) (5)．ノ
イズが増大すると，安定で信頼性のある脈波計測を行うことが困難となる．運動時の光電脈波計測の課題は，体動アーチファクトの除去である (5)．現在ウェアラブル機器として開発されたトレーニング用の脈波計測器は，加速度セン
サやバンドパスフィルタを用いて体動アーチファクトを除去している (4)．しかし，脈波と同程度の周波数のノイズは除去できないという課題が残る．
そこで，新たなノイズ除去法として，ノイズの混入後の処理ではなく，混入するノイズを減少させるハードウェア
からのアプローチが考えられている(6)．このアプローチは，
脈波と同程度の周波数のノイズに対しても有効である．ハードウェアからのアプローチを行った先行研究としては，多光源波長における光電脈波計の LED-PD 間隔を検討した研究や，多光源波長を用いて体動下での体動アーチファク
トの重畳を信号対雑音比として評価した研究が存在する (7)．

しかし，多光源波長と LED-PD 間隔の両者を，体動下で検証した例はない．
そこで本研究では，体動アーチファクトの影響が軽減する条件を検証することを目的とし，光源波長および LEDPD 間隔が，加振器による外乱刺激を与えた際の体動アー
チファクトに与える影響を，信号対雑音比や脈拍数検出の誤差率を用いて評価した．
2. 脈波計測原理
脈波とは心拍に伴う物理的な脈動現象であり (3)，光電脈波計測とは，LED と PD を用いて脈波を計測する方法である．LED から指尖などの皮膚へ照射された光は，生体内で透過または反射する．このとき，光は血液や生体組織により吸収される．血液量は心臓の収縮に伴い変動するため，血液に吸収される光の量をとらえた脈波は心拍に連動した周期で変化する．その後，再び生体外へ伝播した光を PD により受光する．受光した光は電気信号へと変換される．
光電脈波計測により得られる信号は，Fig. 1 に示す通り，
心拍周期に対応した血液量の変化に起因する拍動成分（AC成分）と，静脈などの拍動成分以外の血層や，血液以外の組織に起因する直流成分（DC 成分）とで構成される(8)．
体動によりノイズが生じる原因は，静脈など拍動に対応しない血液の量が変化し，DC 成分中の血液に由来する吸光量が変化するためであると考えられている (6)．DC 成分は
検出信号全体に対する比率が大きいため (9)，その変動は検出信号に多大な影響を及ぼす．

― 501 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 2 Arrangement of LED and PD
周波数解析は，脈波信号をカットオフ周波数 30 Hz のローパスフィルタを適用した後，さらにカットオフ周波数 0.5
Hz のハイパスフィルタを適用した信号に高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform : FFT）を行った．FFT の解析区
間は， 360 秒間のうち，振動時である 210~350 秒間の範囲に設定した．その後，Eq. (1) より SNR を求めた．

Fig. 1 Light absorption of PPG
3. 実験

3.1. 対象
本研究は本学倫理委員会の承認を受け，以下すべての実験においては被験者からインフォームドコンセントを得て実施した．実験は健常若年成人 10 名(年齢 23.6 ± 0.5 歳，
身長 173.7 ± 4.7 cm，体重 68.5 ± 7.6 kg) を対象に行った．
3.2. 機材・装置
脈波計測器は，ピーク波長 880 nm の LED（SFH 421，
OSRAM），525 nm の LED（NSCG100A，Nichia），470 nmの LED（NSCB100A，Nichia）を用いて作製した．LED とフォトダイオードの配置は，Fig. 2 に示す通りである．また，心電計は自作したものを使用した．さらに，振動発生装置として，ファンクションジェネレータ（ 33120A，
HEWLETT PACKARD ）， パ ワ ー ア ン プ （ AME-100 ，MITUTOYO），加振器（MES451，MITUTOYO）を使用した．
3.3. 実験方法
被験者には，右手第二指に脈波計測器，胸部に心電電極を取り付けた．脈波の計測位置は，心臓より 30 cm 低い位
置と 40cm 高い位置で計測を行った．被験者は 1 分間の安静の後，安静状態で 180 秒間，加振器により 8 Hz の上下方向の振動を与えた状態で 180 秒間，合計 360 秒間の計測を，
光源波長の異なる 3 つの脈波計測器を用いて行った．
計測時は，脈波計測器から 8 つの信号，心電計から 1 つの信号の合計 9 つの信号を取得した．取得した信号は，A/D
変換器(USB-6211, National Instruments)を介して，LabVIEW(National Instruments) を用いて収録した．収録時のサンプ
リング周波数は，1000 Hz に設定した．
3.4. 評価方法
信号の解析には Matlab を用いた．フィルタ処理について
は，位相遅れの発生を防ぐため，フィルタ処理を行ったデータ列を逆にして逆方向に再度フィルタ処理を行う，2 次のゼロ位相ディジタルバタワースフィルタ処理を行った．

𝑃𝑃 prb
SNR (dB) = 10 log10 ().
𝑃𝑃 mab(1)

ここでSNR (dB) は SNR を，𝑃𝑃 prb は脈波周波数帯域
0.8~1.8 (Hz)の強度の積分値を，𝑃𝑃 mab は振動周波数帯域
7.5~8.5 (Hz)の強度の積分値を表す．この周波数帯域は，脈波を表すピークの全体を含む周波数帯域を選び，それと同じ幅の帯域を振動（体動）のピークにも適用した．求めた SNR は，同一被験者の同一計測位置において，最小値
が 0，最大値が 1 になるように規格化した．
(ii) 誤差率
脈波計測器と心電計により得られる信号のピーク間隔を求め，それぞれのピーク間隔の誤差率の平均を体動アーチ
ファクトの指標として評価した．
脈波信号は，カットオフ周波数 30 Hz のローパスフィル
タを適用した後，さらにカットオフ周波数 0.5 Hz のハイパ
スフィルタを適用した．次に，脈波信号と心電信号のピー
ク検出を行った．ピーク検出では，安静時の心拍数を40~120 (bpm)と考え，ピーク検出後 0.5 s の間に別のピークが存在する場合は，誤検出として除いた．次に，両信号のピーク間隔の時間変化を求め，その信号を 1000 Hz で線形補間した．その後，両信号の位相のずれを考慮して Eq. (2)より誤差率の平均を求めた．位相のずれは，心電信号のピーク時刻と，心電信号のピーク後 0.5 s 以内の脈波信号のピ
ーク時刻の時間差を求め，平均した値を用いた．

̅̅̅̅̅̅̅̅𝐸𝐸𝐸𝐸
𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃 (%) =𝑛𝑛|𝑃𝑃𝑃𝑃𝐼𝐼𝑖𝑖 − 𝑅𝑅𝑅𝑅𝐼𝐼𝑖𝑖 |1∑
× 100.
𝑅𝑅𝑅𝑅𝐼𝐼𝑖𝑖
𝑛𝑛
𝑖𝑖𝑖𝑖

(2)

̅̅̅̅̅̅̅̅
ここで，𝐸𝐸𝐸𝐸
𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃 (%) はピーク間隔誤差率の平均を，𝑃𝑃𝑃𝑃𝐼𝐼𝑖𝑖 は脈波のピーク間隔を，𝑅𝑅𝑅𝑅𝐼𝐼𝑖𝑖 は心電図のピーク間隔を表す．
誤差率の解析区間は，360 秒間のうち，安静時である 30~170秒間の範囲と，振動時である 210~350 秒間の範囲に設定した．

(i) 信号対雑音比
脈波計測器により得られる脈波信号を周波数解析し，信号対雑音比（Signal-to-noise ratio : SNR）を体動アーチファ
クトの指標として評価した．

― 502 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

4. 結

果

緑色光の LED を用いて 3 番目の PD で計測した脈波信号の典型例を Fig. 3 に示す．上段が 360 秒間の結果，中段が60~80 秒間を抜粋した結果，下段が 240~260 秒間を抜粋した結果である．
(i) 信号対雑音比
緑色光の LED を用いて 3 番目の PD で計測した脈波信号
を，周波数解析した結果の典型例を Fig. 4 に示す．また，被験者 10 名の SNR の平均の結果を Figs. 5, 6 に示す．Fig.
5 は心臓より 30 cm 低い位置，Fig. 6 は心臓より 40cm 高い
位置での結果である．

Fig. 5 SNR measured in 30 cm lower position than the heart（n=10）(ii) 誤差率
̅̅̅̅̅̅̅̅
安静時と振動時の被験者 10 名の𝐸𝐸𝐸𝐸
𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃𝑃 の結果を Figs. 710 に示す．Figs. 7, 8 は心臓より 30 cm 低い位置，Figs. 9, 10は心臓より 40cm 高い位置で計測したときの結果である．
また，Figs. 7, 9 は安静時の結果，Figs. 8, 10 は振動時の結果である．

Fig. 6 SNR measured in 40 cm higher position than the heart（n=10）

Fig. 3 Typical examples of PPG signals

Fig. 7 ER measured in 30 cm lower position than the heart at
rest （n=10）

Fig. 4 Typical examples of FFT of PPG signals during motion
Fig. 8 ER measured in 30 cm lower position than the heart
during motion （n=10）― 503 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 9 ER measured in 40 cm higher position than the heart at
rest （n=10）られる(11)．近赤外光はより生体深部まで光が到達するため，広範囲において誤差率の変化が小さく，緑色光は主に皮膚表層の血流変化の情報を持つため，比較的近距離で誤差率が低く，青色光はさらに皮膚表層の血流変化の情報を持つ
ため，より近距離で誤差率が低くなったものと考えられる．
また，Figures 7-10 より，心臓より高い位置で計測した場
合の誤差率と比較して，心臓より低い位置で計測した場合の誤差率の方が高い傾向が見られた．これは，心臓より低い位置で計測した際に，計測部の血液量が増大し，振動によってより血液量が変化したためであると考えられる．
振動時の誤差率の大きさとしては，緑色光と青色光が近赤外光に比べ比較的低い値を得た． このことから，体動時
では緑色光及び青色光において，より安定して脈波を計測できると考えられる．
6. 結論

本研究では，体動アーチファクトの影響が軽減する条件を検証することを目的とし，光源波長および LED-PD 間隔
が，加振器により上下方向に 8 Hz の振動を与えた際の体動
アーチファクトに与える影響を，信号対雑音比や脈拍数検出の誤差率を用いて評価した．
実験の結果， 体動時では LED-PD 間隔が小さい場合において，緑色光及び青色光がより安定して脈波を計測できると考えられる．
参考文献
Fig. 10 ER measured in 40 cm higher position than the heart
during motion （n=10）
5. 考察(i) 信号対雑音比
Figures 3, 4 より，加振器により 8 Hz のアーチファクト
を脈波信号に与えることができたことが示された．また，Figs. 5, 6 より，近赤外光では，広範囲において比較的 SNRが低い傾向が見られた．また，緑色光，青色光では，より小さい LED-PD 間隔において比較的 SNR が高い傾向が見られた． すなわち，光源波長が短いほど SNR は LED-PD
間隔に依存しており，より小さい LED-PD 間隔のときにSNR が高い傾向が見られた．これは光源波長により皮膚への透過深度が異なるためであると考えられる (10)．近赤外光
はより生体深部まで光が到達するため，広範囲において
SNR の変化が小さく，緑色光は主に皮膚表層の血流変化の情報を持つため，比較的近距離で SNR が高く，青色光はさらに皮膚表層の血流変化の情報を持つため，より近距離で
SNR が高くなったものと考えられる．
SNR の大きさとしては，緑色光と青色光が近赤外光に比べ比較的高い値を得た．このことから，緑色光及び青色光において，より安定して脈波を計測できると考えられる．
(ii) 誤差率
Figures 7-10 より，近赤外光では，広範囲において近い値となった．また，緑色光，青色光では，より小さい LED-PD
間隔において比較的誤差率が低い傾向が見られた．すなわ
ち，光源波長が短いほど誤差率は，より小さい LED-PD 間
隔のときに低い傾向が見られた．これは (i) と同様に，光源波長により皮膚への透過深度が異なるためであると考え(1) 内閣府, “平成 29 年版高齢社会白書”, (2017).
(2) 厚生労働省, “平成 26 年患者調査（傷病分類編）”, (2014).
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Between Red, Green and Blue Light Reflection
Photoplethysmography for Heart Rate Monitoring During
Motion”, Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2013, pp. 1724
– 1727, (2013).
(8) Asada HH, Shaltis P, Reisner A, Rhee S, Hutchinson RC,“Mobile monitoring with wearable photoplethysmographic
biosensors”, IEEE Eng Med Biol Mag, Vol. 22, No. 3, pp. 28– 40, (2003).
(9) Zourabian A, Siegel A, Chance B, Ramanujan N, Rode M,
Boas DA, “Trans-abdominal monitoring of fetal arterial
blood oxygenation using pulse oximetry”, J Biomed Opt, Vol.
5, No. 4, pp. 391 – 405, (2000).
(10) Anderson RR, Parrish JA, “The optics of human skin”, J of
Invest Dermatology, Vol. 77, No. 1, pp. 13 – 19, (1981).

― 504 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 日本機械学会 福祉工学シンポジウム 2017 [2017.9.15－17]
CopyrightⒸ2017 一般社団法人 日本機械学会

理学療法士による施術が自律神経に及ぼす効果 ＊（短時間 心拍変動周波数分析による評価の試み ）竹市 博臣 *1，山口 剛 *2，舛本 現 *3，野田 茂穂 *4，姫野 龍太郎 *5
Effects of Physical Therapy on Autonomic Nervous System(Evaluation by Frequency Domain Analysis of Short-Term Heart Rate Variability)
Hiroshige TAKEICHI*1, Go YAMAGUCHI*2, Gen MASUMOTO*3, Shigeho NODA*4, andRyutaro HIMENO*5*1

Computational Engineering Applications Unit, Advanced Center for Computing and Communication, RIKEN
Hirosawa 2-1, Wako-shi, Saitama, 351-0198 Japan

This study aimed at evaluating effects of orthopedic physical therapy (OPT) on autonomic nervous system byfrequency domain analysis of short-term heart rate variability (HRV). Twelve patients with orthopedic disorders and 12
healthy persons with knee problems underwent HRV tests using a finger photo-plethysmography andelectrocardiography system (VM302, Hirou Kagaku Kenkyusho, Osaka, Japan), before and after OPT. As a result,
reduction of heart rate after OPT was consistently observed in both groups. Additional multiple linear regression
analyses suggested that the reduction stemmed from enhanced parasympathetic nervous system activity. Lapse ofcomparable time did not induce similar effects on 6 healthy persons without receiving OPT. The results imply that OPT
may be effective in relaxation as well as therapy and rehabilitation.
Key Words : Orthopedic Physical Therapy, Autonomic Nervous System, Heart Rate Variability, Heart Rate, Relaxation

1. 緒

言

高齢化の進行に伴い，健康寿命の延伸が課題となっている．長く健康で自立した生活を続けるには，まず身体機能の維持が不可欠である．しかし，高齢者は，リウマチや変形性膝関節症などにより，腰や膝に関節痛や可動域低下などの症状を訴えることが少なくない．それらは，運動器症候群（ロコモティブシンドローム）や転倒のリスクもはらむ．理学療法士による施術（理学療法）は，そうした疾患の治療や症状の緩和，回復支援やリハビ
リテーションなどに有効である．しかし，施術が身体機能の維持や改善にどこまでどのように寄与するのか，その機序や可能性は必ずしも明らかではない．
本研究は，施術が身体機能，より具体的には，自律神経に及ぼす効果を，短時間心拍変動周波数分析によって評価する試みである．安静時の心拍は安定しているように見えるが，実際にはわずかに変動している．2～5 分間といった短時間に観測される心拍変動は自律神経の調節を反映するものであり，心拍変動の周波数分析によって副交感神経，交感神経それぞれの働きを評価することができるとされ (1)，多くの研究で用いられている (2)．

*1

日本機械学会正員，理化学研究所 情報基盤センター 計算工学応用開発ユニット（〒351-0198 埼玉県和光市広沢 2-1）
日本機械学会非会員，自由が丘整形外科（〒158-0085 東京都世田谷区玉川田園調布 1-15-12）*3
日本機械学会非会員，理化学研究所 情報基盤センター 計算工学応用開発ユニット（〒351-0198 埼玉県和光市広沢 2-1）
*4
日本機械学会正員，理化学研究所 情報基盤センター 計算工学応用開発ユニット（〒351-0198 埼玉県和光市広沢 2-1）
*5
日本機械学会正員，理化学研究所 情報基盤センター（〒351-0198 埼玉県和光市広沢 2-1）
E-mail: takeichi@riken.jp*2

一般社団法人 日本機械学会 福祉工学シンポジウム 2017 〔2017.9.15－17，東京〕― 505 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）

2.

方

法

2・1 被検者
自由が丘整形外科通院患者 12 名（男性 1 名，女性 11 名，平均 61.7 歳（45 歳～74 歳），患者群），膝痛を持つが，受診はしていない者 12 名（男性 8 名，女性 4 名，平均 31.8 歳（24～42 歳），健常群 1），および，腰・膝などに症状のない者 6 名（男性 2 名，女性 4 名，平均 45.1 歳（37～51 歳），健常群 2），合計 30 名を測定対象とした．患者群の疾患・施術理由は，リウマチ，変形性膝関節症，腰椎疾患，半月板損傷，股関節・膝関節術後リハ
ビリテーションであった．被検者からは，検査前にインフォームド・コンセントを得た．研究計画は，研究開始
前に理化学研究所研究倫理委員会の審査・承認を受けた．患者群の測定は 2016 年 2 月より 3 月の間，健常群 1の測定は 2016 年 11 月より 2017 年 5 月の間に自由が丘整形外科（東京都世田谷区）併設の Studio SEASONS 内のブースにおいて，健常群 2 の測定は 2015 年 4 月より 6 月の間に理化学研究所和光地区（埼玉県和光市）の会議室において，それぞれ行った．
2・2 測定装置
心拍測定には，株式会社疲労科学研究所（大阪府大阪市）製自律神経測定センサーVM302 を用いた．この装置
は，両手の人差し指または中指を内蔵センサーにあてて，脈波および心電波を測定する．測定結果は PC にBluetooth で送信され，PC 上の付属ソフトウェア（FMCC 疲労ストレス測定システム 1.8.2.1）により周波数分析を行う．心拍 RR(AA)間隔を基に，平均 RR(AA)間隔，平均心拍数，平均 HF（High Frequency，心拍変動の 0.15
～0.4Hz のパワー値の積分），平均 LF（Low Frequency，同様に 0.04～0.15Hz のパワー値の積分），平均 LF/HF（パワー値の比），平均 TP（Total Power，同様に 0.04～0.4Hz のパワー値の積分）， ccvTP（Compornent of Coefficient of
Variation of Total Power，RR 間隔で補正した TP）などが計算・記録される．同一機器をすべての測定に用いた．
2・3 測定方法
患者群は，来院日のうち 1 日の 40 分間の施術の前後に，それぞれ 2 分間の測定を 3 回ずつ，合計 6 回，座位・閉眼安静状態で行った．施術内容は，被検者ごとに疾患・症状に応じて，徒手療法 20～30 分および運動療法 10～20 分で，午前 10 時から午後 5 時 10 分の間に行われた．健常群 1 は，2 回来院頂き，第 1 回来院日に理学療法士が問診などを行い，第 2 回来院日に 30 分間の施術を行って，このとき患者群同様に，施術の前後に，それぞれ
2 分間の測定を 3 回ずつ，合計 6 回，座位・閉眼安静状態で行った．施術内容は，徒手療法 15 分および運動療法
15 分とし，
午前 10 時から午後 4 時 30 分の間に行った．
健常群 2 は，
2 分間の測定を 1 セッションで 10 回連続し，座位・閉眼安静状態で，午前 9 時から午後 5 時 20 分の間に行った．いずれも温度，照明や騒音などにおいて物理的なストレスのない環境で測定した．
2・4 分析方法
VM302 付属ソフトウェアの出力結果を測定値とした．患者群と健常群 1 については，施術の効果を評価するため，次の 3 通りの方法で事前測定・事後測定それぞれの代表値を対象者ごとに求め，統計的に評価した：(1)3 回目の測定値， (2)3 回の測定値の平均， (3)3 回の測定のうち平均 TP が最大となる測定を除外し，残る 2 回の平均値．また，健常群 2 については， 反復測定の効果を評価するため，次の 2 通りの方法で統計的評価を行った：(1)
10 回連続測定したうち，1 回目の測定値と 10 回目の測定値の比較，(2)10 回の測定値時系列の線形回帰直線の傾
き．
3. 結

果

3・1 平均 RR 間隔・平均心拍数
患者群では，施術の前後で 12 名すべてに平均 RR 間隔の延長すなわち平均心拍数の低下が認められた（paired
t-test, t(11)=5.51, p<0.01, d=1.59）．健常群 1 でも，施術の前後で 9/12 名に平均心拍数の低下が認められた（t(11)=2.99,
p<0.05, d=0.863）．健常群 2 において，連続 10 回の計測には 43～50 分を要したが，この間統計的に有意な平均心― 506 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）拍数の低下は認められなかった（t(5)=1.50, p>0.05, d=0.612）．2.4 で述べたどの方法で評価した場合も同様の結果であった．従って，患者群と健常群 1 において施術の前後で認められた平均心拍数の低下は，時間の経過に伴って生じるものではなく，施術と関係があると推定できる．
3・2 平均 HF・平均 LF・平均 TP・平均 LF/HF・ccvTP
平均 RR 間隔および平均心拍数以外の測定値については，どの群でも，どの方法でも，統計的に有意な施術前
後差や時間の経過に伴う変化は認められなかった．
3・3 平均心拍数と平均 HF・平均 LF の多重線形回帰分析
平均心拍数の変動は自律神経による調節を反映したものであり，一般に，平均 HF，平均 LF は，それぞれ副交
感神経，交感神経の心臓に対する働きかけの程度を表すとされる．副交感神経が優位であれば心拍低下，交感神経が優位であれば心拍上昇が生じるので，平均心拍数が低下する場合は，副交感神経が優位であり，それを表す
平均 HF の増大が予期される．しかし，3.1～3.2 で述べたように，本研究においては，平均心拍数の低下は認められたが，平均 HF の増大は観測されなかった．
平均心拍数の低下の程度には個人差が認められた（患者群：10.0±5.34%，健常群 1：4.56±5.29%，健常群 2：2.75±4.70%）．そこで，副交感神経が優位になること（平均 HF の増大）による平均心拍数の低下や交感神経が優位になること（平均 LF の増大）による平均心拍数の上昇がまったく測定値に反映されていないのかどうかを確認するため，便宜的に，平均心拍数の事前事後変化を応答，平均 HF および平均 LF の事前事後変化を予測子とする多重線形回帰を群別に行った．その結果，残差の 95%信頼区間が推定値を含まない外れ値を示す被検者が，患者群および健常群 1 のそれぞれに 1 名ずつ，合計 2 名認められた．健常群 2 には認められなかった．そこで，患者群および健常群 1 からこれらの被検者を除外し，再分析を行った．
3・4 外れ値を除外した分析
再分析でも前後の比較に違いはなかった．患者群（t(10)=4.96, p<0.01, d=1.49）
・健常群 1（t(10)=2.60, p<0.05,
d=0.783）では有意な平均心拍の低下が認められ，健常群 2 では認められなかった（t(5)=1.50, p>0.05, d=0.612）．
2.4 で述べたどの方法で評価した場合も同様の結果であった．平均 RR 間隔および平均心拍数以外の測定値についても，どの群でも，どの方法の評価でも，統計的に有意な施術前後差や時間の経過に伴う変化は認められなかった．
しかし，再度行った多重線形回帰では，患者群（R2=0.644, F(2, 8)=7.24, p<0.05）および健常群 1（R2=0.869, F(2,8)=26.6, p<0.01）にて決定係数が有意，患者群では，平均心拍数と平均 HF の負の相関（r=-0.866, p<0.01）が，健常群 1 では，平均心拍数と平均 HF，平均 LF の双方の負の相関（r=-0.829, p<0.01; r=-0.634, p<0.05）が有意と認められた．健常群 2（R2=0.0919, F(2, 3)=0.151, p>0.05）では，決定係数が有意でなかった．これは，施術を受けた患者群・健常群 1 の，施術前後における心拍数の低下が副交感神経優位と関係するという解釈と合致する．
4. 考察

4・1 施術の効果
3.1～3.4 で述べたように，本研究から，施術によって平均 RR 間隔が延長し，平均心拍数が低下すること，さらに，それが副交感神経優位によるものであることを示唆する結果が得られた．理学療法士による，運動療法を含む施術がリラックスをもたらし，運動器障害のみならず，自律神経の調節機能，ひいては全身の健康増進，健康寿命の延伸をもたらす可能性が示されたと考えられる．さらに測定を積み重ねることで，どのような施術がリラックスにつながるのか解明できる可能性もあり，施術の質の向上も望める．
ただし，健常群 1 にて，副交感神経のみならず交感神経の優位も認められたことなど，結果の解釈に注意を要する点も少なくない．患者群と健常群 1 では，疾患の有無以外に，年齢・性別・施術内容・施術歴など，複数の要因が異なっており，どの要因が違いを生んだのかは，
適切な統制を行って測定を追加しなければ特定できない．

― 507 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）本研究は例数が少なく，統計的に有意でなかった項目や群についても，今後より多くの例数で検討する必要がある．また，この効果が一時的なものなのか，長期的に持続するものなのかについても，検討を加える必要がある．
4・2 短時間心拍変動周波数分析
短時間心拍変動周波数分析では，副交感神経と交感神経のバランスが評価できるとされている．しかし，本研
究では，被検者ごとのばらつきが大きいこと，平均 HF，平均 LF といった特定帯域パワーの積分値の施術前後の変化を見るだけなく，多面的な検討が必要な場合もあることが認められた．実際，心拍数と心拍変動の関係は単純ではないとする見方もある (3)．平均 LF については，交感神経機能のみを反映するのか，副交感神経・交感神経の双方の機能を反映するのかについて議論がある．また，心拍変動は性別・年齢の影響も受けるとも報告されている (4)．非線形分析など解析方法についてもさまざまな提案があり (5)，今後の研究技術開発が待たれる．

5. 結

語

理学療法士による施術が自律神経に及ぼす効果の短時間心拍変動周波数分析による評価を試みた．施術後は施術前に比べて心拍数が低下すること，この心拍数の低下が副交感神経優位（リラックス）によるものである可能性を示した．

6. 謝

辞等

本研究の遂行にあたり，自由が丘整形外科では，当時ご在籍の理学療法士の先生方に患者群の測定にご協力頂きました．理化学研究所（ライフサイエンス技術基盤研究センター／健康生き活き羅針盤リサーチコンプレック
ス推進プログラム）・大阪市立大学（健康科学イノベーションセンター）の渡辺恭良先生，水野敬先生，堀洋先生，
ほかスタッフの皆様には，自律神経測定についてアドバイスを頂きました．所属機関以外の資金提供元・利益相
反はありません．
文献(1) Task Force of the European Society of Cardiology and the North American Society of Pacing and Electrophysiology, “Heartrate variability: standards of measurement, physiological interpretation and clinical use”, Circulation, Vol. 93, No. 5 (1996), pp.
1043-1065.
(2) Kume S., Nishimura Y., Mizuno K., et al., “Music Improves Subjective Feelings Leading to Cardiac Autonomic Nervous
Modulation: A Pilot Study”, Frontiers in Neuroscience. Vol. 11, No. 108 (2017), pp. 1-11, doi:10.3389/fnins.2017.00108.
(3) Monfredi, O., Lyashkov, A.E., Johnsen, A.-B., et al., “Biophysical Characterization of the Underappreciated and Important
Relationship Between Heart Rate Variability and Heart Rate”, Hypertension, Vol. 64, No. 6 (2014), pp. 1334-1343.,
doi:10.1161/HYPERTENSIONAHA.114.03782.
(4) Koenig, J., Thayer, J.F., “Sex differences in healthy human heart rate variability: A meta-analysis.”, Neuroscience andBehavioral Reviews, Vol. 64 (2016), pp. 288-310., doi: 10.1016/j.neubiorev.2016.03.007.
(5) Huikuri, H.V., Perkiömäki, J.S., Maestri, R., Pinna, G.D., “Clinical impact of evaluation of cardiovascular control by novel
methods of heart rate dynamics”, Philosophical Transactions of the Royal Society A: Mathematical, Physical, and Engineering
Sciences, Vol. 367, No. 1892 (2009), pp. 1223-1238., doi: 10.1098/rsta.2008.0294.

― 508 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京 (お茶の水女子大学)

カフの自動的な着脱動作を可能とした血圧計のための上腕に倣う
極軽量ソフトアクチュエータの開発○ 東 健太（滋賀県立大） 
西岡 靖貴（滋賀県立大）安田 寿彦（滋賀県立大）
山野 光裕（滋賀県立大）谷口 実（オムロンヘルスケア(株)） 上坂 知里（オムロンヘルスケア(株)）濱口 剛（オムロン (株)）
清水 正男（オムロン (株)）1. 緒言
近年, 高齢化が進行しており , 65 歳以上の高齢者人口が総人口に占める割合は 26.7%に達している (1). 高齢者はさまざまな疾患にかかりやすく, 特に受療率の高い傷病として外来では高血圧疾患が挙げられる (2). 高血圧は, 日常的なヘルスケアで予防できる. 日頃から家庭で血圧の測定を行い, 血圧管理をすることが重要とされている.
日常的かつ持続的に家庭で血圧管理を行うには, 煩わしい動作を排除した, 簡便に測定が可能な血圧計が必要であると考える. しかし, 一般的な血圧計は測定時にカフという腕帯を上腕に巻き付ける動作を行う必要がある. この動作が, 特に高齢者や腕に疾患を持つ人, 大きな上腕を有する人にとっては困難となる場合がある.
我々はこれまでに, カフの自動的な着脱が可能な血圧測定システムの開発を実施している. システムの外観を図 1に示す. この血圧測定システムでは, ユーザーは測定開始
ボタンを押し, 腕をカフの上に置くという動作を行うのみ
で測定が行える. カフの巻き付け動作および取り外し動作
はプラスティックフィルム製の極軽量空気圧ソフトアクチ
ュエータによって行っている.
しかし, これまでに実施した本血圧測定システムの基礎実験において, 巻き付け時に腕形によっては隙間が生じることによる圧迫力の不足が課題として挙げられる. この問題を解決するために巻き付け動作を行うアクチュエータの倣い動作に着目する.
本研究では, この課題解決を目的とした多様な腕の形状に対して倣いながら巻き付け動作を行う新たなアクチュエータの構造および基礎実験について述べる.

ビニル板を用いてアクチュエータの根元側と先端側で剛性変化を施したものがある (4). しかし, この構造では根元から動作するものの, 塩化ビニル板の剛性により, 腕に倣いながら隙間なく巻き付ける動作を実現できず, その結果として測定が困難な被験者がいた.

Fig. 2 An example of working of a bending type soft actuator (3)2.2 多関節構造の提案
 根元側からの倣い動作を実現するために図  に示す多関節構造を提案するこれは屈曲型アクチュエータを直列に結合した構造となっておりこの結合部が関節に相当する部分であるそしてその結合間の流路を絞り流路で要素間をつないでいるこの構造に空気圧を印加すると絞り流路により空気の流れに遅れを生み根元側の屈曲要素から順々に動作し根元から動作する柔軟なプラスティック
フィルムのみで構成されているので上腕に柔軟な倣い動作が可能であると考えられるこの多関節構造を有した屈曲型アクチュエータを以下多関節アクチュエータと称す
PleatsAir
supplyChannelFig. 3 Structure of a multi-joint bending type actuator

3. アクチュエータ動作解析実験

Fig. 1 Active measurement system for blood pressure
2. 多関節アクチュエータの提案
2.1屈曲型アクチュエータ（基本構造）
上腕への巻き付け動作には図 2 に示す極軽量空気圧ソフ
トアクチュエータを用いている. これは西岡らが開発してきた, 空気圧を印加すると屈曲運動を生成する, 折り込み構造を有するプラスティックフィルム製のソフトアクチュ
エータ（以下, 屈曲型アクチュエータ）である (3).このアクチュエータの構造を基本構造として, 腕に倣う動作を行う構造を付加させる必要がある. 上腕に倣いながらの巻き付け動作を行うにはアクチュエータに空気圧を供給する根元側から動作させる必要がある. 先行研究の例では, 塩化

3.1 実験方法
 実験システムを図 4 に示す. コンプレッサからアクチュ
エータに 20kPa の空気圧を印加し, 円周 305mm の円筒対象物に巻き付け, その様子をカメラで動画撮影する. アクチュエータにはマーカを貼り付け, その軌跡を画像解析ソ
フト(Adobe 社, After Effects)により記録し 解析を行う
ここで解析方法について記述する 図 5 に示すように, 貼り付けたマーカを関節としアクチュエータを直線状のリンクを持つ多関節リンクと近似するこのときマーカ数
を n 個とし i 番目のリンクと i+1 番目のリンクのなす角を屈曲角度とするマーカ数を n=4 とするので三つの屈曲
角度 θ1, θ2 , θ3 を定義するアクチュエータ動作させ過渡的な角度の変化を測定するまたそれぞれの角度が空気圧を印加してから収束値の±5％以内に収まるまでの時間
を t1, t2 , t3 とし各角度の収束時間を計測するなお実験には多関節アクチュエータに加え関節部を加工していな
いアクチュエータを用い関節部による有効性を評価する

― 509 ―

LIFE2017 2017 年 9 月 15 日－17 日 東京 (お茶の水女子大学)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. 血圧測定実験
CameraPressure
Regulator

gauge
Solenoidvalve

Air
Compressor

Actuator

Fig. 4 Experiment system for motion analysis
θ3
θ2

θ1


Fig. 5 Definition of bending angles
3.2 実験結果
過渡的な角度の変化を図 6 に, 収束時間を表 1 に示す.
各角度の過渡的変化について, 関節無しの屈曲型は先端側の角度 θ3 が最初に立ち上がっているのに対し, 多関節型は根元側の角度 θ1 から立ち上がっていることが分かる. また,
収束時間について, 関節無しの屈曲型はほぼ同時に収束しているのに対し, 多関節型は根元側の角度 θ1 から順番に収束している. 以上の結果より, 多関節アクチュエータの倣
い動作について定量的に示せた.

angle [deg]

80

t1
t3

60

t2

40

0

-0.5

angle [deg]

80

0

0.5

1

1.5

2

2.5

t1
t3

40

θ1
θ2
θ3

t2

20
0

3

Time [s](b) Non-joint bending type actuator

60

-0.5

0

0.5

1

1.5

Time [s]

2

2.5

3

(b) Multi-joint bending type actuator
Fig. 6 Experimental results of motion
analysisTable 1 Convergence time of bending angles(a) Non-joint(b) Multi-joint

t1 [s]
0.70
0.56

t2 [s]
0.70
1.00

5. 結  言
 本研究では, カフの自動的な着脱が可能とした血圧計の,腕への巻き付け動作を行うアクチュエータの倣い動作に着目し, 多関節アクチュエータを提案した. 動作解析実験では, 多関節型が根元から動作することを定量的に示し, 通常の屈曲型に比べ望ましい巻き付け動作を行えることを確認した. 血圧測定実験では, 様々な太さの腕での測定可能性を示し, 測定値については収縮期血圧, 拡張期血圧ともに製品よりも低い値を示したが 測定値のばらつきは製品と同程度であり再現性を示すことができた. 今後は, 測定する対象者を増やして行う実験や, 測定精度についての十分な検証が必要であると考える.

θ1
θ2
θ3

20

4.1実験方法
多関節アクチュエータを双方向に配置した上腕固定用
ソフトグリッパで血圧測定実験を行う比較対象として製品の腕帯カフ(OMRON Co., HEM-RML31)による測定値を参照とする. 腕周長の異なる被験者を対象とし, それぞれ
5 回分の測定データをとり, 平均値および偏差を算出する.
血圧測定の測定アルゴリズムに関しては, どちらも同じ自動血圧計(OMRON Co.,HEM-7322U-E)を用いることとする.
なお, 被験者の上腕周囲長の測定には巻き尺を用いて行い,測定箇所は上腕の中点とした.
4.2 実験結果
表 2 に血圧測定値の結果を示すすべての被験者の測定値において収縮期血圧拡張期血圧ともに参照用カフでの測定値よりも低い値となったこれは測定に用いた自動血圧計の測定アルゴリズムが製品のカフに対応していることが原因として考えられるしかし測定値のばらつきについては同程度であり血圧測定の再現性を示せた
Table 2 Experimental results(a) HEM-RML31
Systolic BP [mmHg]
Diastolic BP [mmHg]
215 mm139 ± 4.4
98 ± 5.6
268 mm113 ± 3.2
74 ± 2.7311 mm108 ± 4.468 ± 4.2(b) Soft gripper
Systolic BP [mmHg]
Diastolic BP [mmHg]
215 mm122 ± 4.7
93 ± 5.1
268 mm95 ± 3.973 ± 3.4311 mm89 ± 5.3
62 ± 3.6t3 [s]
0.67
1.96

参考文献
(1) 平成28年度版高齢社会白書（全体版） 高齢化の現状と将来像, http://www8.cao.go.jp/kourei/whitepaper/w2016/zenbun/pdf/1s1s_1.pdf （参照2017-7-1）(2) 平成28年度版高齢社会白書（全体版） 高齢者の健康・福祉, http://www8.cao.go.jp/kourei/whitepaper/w2016/zenbun/pdf/1s2s_3_1.pdf （参照2017-7-1）(3) Nishioka, Uesu, Tsuboi, and Kawamura: Proposal of an
Extremely Lightweight Soft Actuator using Plastic Films with a
Pleated Structure, 19th International Conference on
Mechatronics and Machine Vision in Practice, pp.491-496,
Auckland New Zealand, 28-30 November.
(4) 益田 航，西岡 靖貴，安田 寿彦，谷口 実，濱口剛，清水 正男，“血圧測定を目的とした人体固定用ソフト
グリッパの開発” 計測自動制御学会システムインテグレー
ション部門講演会2015，2H3-5― 510 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）心拍数変動環境下における椅子型心拍モニタリングシステム開発に関する研究
Study on Development of Chair Shaped Heart Rate Monitoring Systemin the Heart Rate Variable Envionment○ 飛田和邦前田祐佳

水谷孝一

若槻尚斗（筑波大学）

Kazukuni TOBITA, Yuka MAEDA
Koichi MIZUTANI, Naoto WAKATSUKI
Abstract: Heart rate variability (HRV) is one of the indices for health condition. Although HRV is usually measured byElectrocardiogram (ECG), Phonocardiogram (PCG) and Ballistocardiogram (BCG) are used for the purpose of unobtrusive monitorin g.
On the other hand, PCG and BCG are disturbed by the body movement. In this study, the chair shaped heart rate valiability monitoring
system was developed for continuous HRV measurement. PCG and BCG were simultaneously measured to make up for each other's
deficiencies. In this paper, this system was evaluated in the heart rate variable envirnment. Firstly, the accuracies of PCG and BCG were
evaluated in breathing arrest that causes an increase in heart rate. Secondly, PCG and BCG were evaluated after an exercise in whichcauses a decrease in heart rate. The error rates of PCG and BCG in breathing arrest and after an exercise were under 4.3% and 3.9%
respectively. These results indicated that the system could detect HRV in the heart rate variable environment.
1. 序 論心疾患による死亡率はがんに次いで日本国民の死因第二位を占めている (1)．心臓の活動状態，心拍を日常的に把握することは，こうした疾患の早期発見につながると考えられ，現在様々な研究がなされている．心拍を評価する指標の一つに心拍変動 (Heart Rate Variability, HRV) が挙げられる (1)．心拍変動とは，心臓の鼓動リズムの経時的な揺らぎのことを指し，心電図 (Electrocardiogram, ECG) の一拍ごとの R 波と R 波の間隔（R-R 間隔）の時間変化，瞬時心拍数の変動を記録したものである (2)．心拍変動解析を行うことで，自律神経機能を評価することが可能である．日常的に計測を行うことで心筋梗塞などの心疾患だけでなく脳血管疾患など自律神経機能の影響によって引き起こされる疾患の早期発見につながると示唆されている (3)．日常的に心拍変動をモニタリングする上では，計測器具の装着などの自発的・積極的行動を伴った場合，計測自体を被験者に意識させる可能性がある．その結果，計測の緊張から心拍数が上昇する恐れがある (4) ．したがってセンサの皮膚への貼付を要さない低拘束な計測であること，計測自体を意識させない椅子に座る等の日常的行為の中で行うことが重要であると考えられている (5)．
心電図計測は電極を身体に貼付する必要があり，拘束が大きく，また無意識計測が困難である．センサの皮膚への貼付を要さない心拍変動計測手法として，心音図 (Phonoca
rdiogram, PCG) ，心弾図 (Ballistocardiogram, BCG) が挙げられる (6)(7) ．心音図，心弾図のピーク間隔は心電図より得られる R-R 間隔と高い相関性を持つことから代替利用が行われている (6)(7)．Figure 1 に各信号のピーク間隔と心電図のR-R 間隔を示す．心電図を Fig. 1 上段に示す．心音図は心臓に存在する弁の閉鎖や開放，心臓壁，血管壁の伸展などによって生じる心音を波形として捉えたものである (8)．心
音図は Fig. 1 中段に示されるように僧帽弁および三突弁の閉鎖音であるⅠ音と，大動脈弁および肺動脈弁の閉鎖音であるⅡ音と呼ばれる 2 つのピークが発生する (9)．心弾図はFig. 1 下段に示されるように心拍動に伴う身体の微細な動きを機械的振動として体外で計測したものである (10)．しかしながら，心音図・心弾図はわずかな身体の動き，体動の影響により心拍変動計測が困難となる (5)．
そこで本研究では，低拘束かつ無意識な計測を実現する
ため，心音図・心弾図に着目した．デスクワーク時などの長時間椅子に座る状況において，心音図・心弾図の同時計測を行い，連続的に心拍変動計測可能なシステムを構築することを目的とした．体動により心音図，心弾図どちらか一方が計測困難となった場合において，互いに補完し連続的に心拍変動計可能な椅子型モニタリングシステムの開発を行った．本稿においては，開発したシステムが心拍数が変動する環境下において，心拍変動計測可能か検証した．
2. システム概要
2.1 心音・心弾計
本研究では，低拘束かつ無意識な計測を実現するため，
衣服の上から計測を行った．心音図は背側から，心弾図は臀部側から計測を行った．作製した心音・心弾計とシステ
ムの概略図を Fig. 2 に示す．なお本研究では，作製した心― 511 ―

Fig. 1 Pattern diagram of ECG, PCG and BCG.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）音・心弾計を既存の背もたれのある椅子に取り付け．心音・
心 弾 計 測 セ ン サ と し て Electro Condenser Microphone(XCM6035-2022-354PR, SPL Limited) を使用した．以下略語
としてマイクロフォンと記す．マイクロフォンを服の上から背側に接触させて心音図計測を行った場合，身体との接触面積も小さく，また衣服とマイクロフォンが擦れることによるノイズ等の影響で計測が困難になる．そこで，聴診器 (FC-201, Focal Corporation) にマイクロフォンを固定させ身体との接触面積を増大させた．本研究では，心弾図も心音図と同様マイクロフォンを固定した聴診器を用いて計測を行った．また，衣服の擦れる音などによるノイズを減少させる目的でマイクロフォンを固定した聴診器をクッションに埋め込んだ．クッションを用いたことで，その反発性により心音・心弾計を身体に密着させることが可能となった．なお背側のクッションには心音・心弾計を 1 個，臀部側のクッションには 2 個設置した．
2.2 補完システム
心拍変動を心音図・心弾図で補完するシステムのアルゴ
リズムを Fig. 3 に示す．椅子の背もたれに 1 個，座面左右に 2 個圧力センサ (FSR-402, Interlink Electronics Inc.) を貼付した．背もたれの圧力センサが荷重を検知した時は心音図の心拍変動を補完波形とする．身体が背もたれから離れ，心音図が計測困難なときは，心弾図の心拍変動を補完波形とする．このとき，座面の左右のうち，心音・心弾計に身体がより密着している，つまり圧力値が大きいほうの心弾
図の心拍変動を補完波形とする．心音図のピークは心弾図のピークと比較して周波数が高く，また振幅も大きいため誤検出が少ない．したがって，心音図を基準とするアルゴ
リズムを構築した．また安静時における健常成人の瞬時心拍数は一般的に 60-70 (bpm) 程度と言われている (11)．この
知見に基づき一定範囲外のデータは，外れ値として検出した．外れ値の検出の方法を Eq. (1) に示す．本研究では，k= 5 として外れ値検出を行った．また，ここで瞬時心拍数とは 60 を心音図，心弾図のピーク間隔で除して算出される．つまり，心音図・心弾図のピークが 1 分間に何回現れるかという数値に換算したものである．

号収録は Labview (National Instruments)を用いて，サンプリ
ン グ 周 波 数 2000 Hz で ア ナ ロ グ / デ ジ タ ル 変 換 器(USB-6211, National Instruments) を介して行った．
心拍数を上昇タスクとして被験者に 300 秒間安静状態を維持した後，息こらえを 30 秒間行い，再び 300 秒間安静状態を維持するよう指示した．息こらえ時は，生体内の血中酸素濃度が下がり，それを増やすために心拍数が上昇する．
したがって，本実験では，心拍数上昇タスクとして息こらえを採用した．安静状態と息こらえ時の誤差率を比較し，本システムの評価を行った．このとき心音・心弾計は Fig.
2 のように設置した．被験者の心臓位置に聴診器のダイヤ
フラム面が接触するよう取り付け位置を調整した．一方で
心弾図は椅子の座面側に心弾計を取り付け，被験者の尾骨位置がダイヤフラム面に接触するよう調整し計測を行った．
3.2 実験 2：心拍数減少時の心音・心弾計の心拍変動計測
精度の検証
実験 2 では，被験者に 300 秒間程度エアロバイクを漕がせ，心拍数を上昇させた後，椅子に座らせ安静状態を 300
秒間維持するよう指示した．上昇させる目標心拍数については，運動強度が 50%となるようカルボーネン法の計算式を用いて算出した．カルボーネン法の計算式を Eq. (2) に示す．Eq. (2) において
は目標心拍数，
は安静
時の心拍数を表している．

実験 1 で計測を行った安静状態と運動後の誤差率を比較することで本システムの評価を行った．なお心音・心弾計

Fig.2 Schematic of the system.
その後，外れ値として検出されたデータを除去し，前後のデータより 2Hz で再サンプリングを行い線形補間した．
3. 実 験
3.1 実験 1：心拍数上昇時の心音・心弾計の心拍変動計測
精度の検証
被験者 10 名 (年齢 23.5±1.1 歳，身長 172.0±3.6 cm，体重67.5±11.1 kg) を対象に実験を行った．なおこの後の実験 2においても同様の被験者を対象に行った．本研究は筑波大学倫理委員会の承認を受け，以下すべての実験において被験者から書面によるインフォームドコンセントを得て実施した．
実験 1 では心拍数上昇時において作製した心音・心弾計
及の心拍変動の計測精度を検証した．心電図によって得られる R-R 間隔を参照値とし，計測で得られた心音図・心弾図のピーク間隔と比較し，その誤差率を算出した．なお本
実験では胸部第Ⅱ誘導にて心電図の計測を行った．また信― 512 ―

Fig. 3 Algorithm of the completion system.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）は実験 1 と同様の位置にそれぞれ配置し，胸部第Ⅱ誘導心電図も同時に計測を行った．
4. 解 析
信号の解析には Matlab を用いた．2 次のバタワースフィ
ルタを用いて，心音図は 20-200 (Hz) ，心弾図は 1-10 (Hz)のバンドパスフィルタ処理を行った．さらに心音図は商用電源ノイズを除去するため，カットオフ周波数 50 Hz の 4
次のバタワース・ノッチフィルタを通した後，それぞれピーク検出を行った．
検出したデータから心音図・心弾図のピーク間隔 PPI (s)及び胸部第Ⅱ誘導心電図 R-R 間隔(s)を算出し，そのピーク間隔誤差率の平均，(%) を算出した．本実験では，このを用いて，心拍変動計測精度についての評価の定義を Eq. (2) に示す．なおを以を行った．
下の文章では誤差率平均と記す．

5. 結 果実験 1 では心拍数上昇時における心音・心弾計の心拍変動計測精度の評価を行った．Fig. 4 に実験 1 の心音図の典型例を示す．網掛けの箇所は息こらえ時を示している．息
こらえ時と比較して安静状態は，ノイズ成分が多く含まれていることが確認できた．計測した心音図・心弾図から算出した心拍変動をそれぞれ算出した結果の典型例を Fig. 5に示した．上段から心音図，座面右から計測した心弾図，座面左から計測した心弾図の心拍変動を青線で示した．また，それぞれの波形に参照値として心電図から得られた心拍変動を赤線で示した．Figure 5 から網掛けとなっている
息こらえ時において心拍数が上昇していることが確認できた．実験 2 では心拍数減少時における心音・心弾計の心拍変動計測精度の評価を行った．Fig. 6 に実験 2 の心音図の典型例を示した．時間経過に伴い振幅が減少していることが確認できた．計測した心音図・心弾図から算出した心拍変動をそれぞれ算出した結果の典型例を Fig. 7 に示した．
上段から心音図，座面右から計測した心弾図，座面左から計測した心弾図の心拍変動を青線で示した．また，それぞれの波形に参照値として心電図から得られた心拍変動を赤線で示した．Figure 7 から時間経過をともに心拍数が減少していることが確認できた．
安静状態・息こらえ時・運動後の胸部第Ⅱ誘導心電図を参照値とした心音図，座面右から計測した心弾図，座面左から計測した心弾図の誤差率平均と標準偏差を Fig. 8 に示した．各条件において左から心音図，座面右から計測した
心弾図，座面左から計測した心弾図の順で示した．心音図は左から安静状態，息こらえ時，運動後それぞれ 3.2%，2.7%，
3.0%以内の誤差率平均であった．座面右の心弾図はそれぞれの条件下で左から 4.6%，3.6%，3.9%以内の誤差率平均であった．また，座面左の心弾図はそれぞれの条件下で左から 4.1%，4.3%，2.8%以内の誤差率平均であった．

Fig. 6 PCG after exercise.

Fig. 4 PCG in breathing areest and resting state.

Fig. 5 Typical examples of HRV in the experiment 1.

― 513 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）Fig. 7 Typical examples of HRV in the experiment 2.
6. 考 察Figure 5 に示した通り網掛けの息こらえを開始してから10 秒程度心拍数が減少した．これは息こらえを行った時，迷走神経が緊張したためだと考えられる．
また，Fig. 8 に示した通り安静状態と比較して息こらえ
時・運動後それぞれ誤差率平均が低くなった．息こらえ時においては，Fig. 4 に示される通り心音図・心弾図における呼吸成分がなくなったため，SN 比が高くなったことが理由として挙げられる．運動後においては，血管を通る血流量が増加したことが要因として挙げられる．心音図は心臓の弁の閉じる音を計測したものであるが，血流量が増え，弁を閉じる力が増加したことが要因として考えられる．
Figure 6 に示される通り時間経過に伴い振幅が減少していることから，運動によって振幅が増加していたことが考えられる．一方，心弾図は血流量が増加したことで，血管の容積変化が増加したことが要因として考えられる．以上の理由から運動後において SN 比が高くなり，誤差率平均が低くなったと考えられる．
安静状態と比較して，息こらえ時，運動後それぞれ誤差
率平均が低くなっていることから，本システムは心拍数が変動する環境下においても，安静状態と同等以内の精度で心拍変動計測可能なことが示された．
7. ま と め
本研究は椅子型心拍変動モニタリング機器の開発に向け，
心音図・心弾図が計測可能な心音・心弾計を作製した．実験 1 では作製した心音・心弾計を用いて，心拍数の上昇を誘発する息こらえ時に計測した各波形のピーク間隔と心電図の R-R 間隔を比較する実験を行った．その結果，心音図・心弾図ともに 4.3%以内の精度で計測可能であることが示された．実験 2 では作製した心音・心弾計を用いて，心拍数が減少する運動後の計測精度について検証した．その結果，心音図・心弾図ともに 3.9%以内の精度で計測可能であることが示された．以上のことから，本システムは心拍数が変動する環境下においても，安静状態と同等以内の精度で心拍変動計測可能なことが示された．
参考文献(1) 厚生労働省，“平成23年患者調査の概況”，2011(2) 早野順一郎，山田眞己，藤浪隆夫，“心拍変動と自律神経機能”，生物物理，Vol. 28，No. 4，pp. 198-202，
1988

Fig. 8 Error rate of PCG ,BCG Right ,and BCG Left in theexperiment 1 and 2(3)

西郊靖子, ”脳卒中患者における心拍変動を用いた自律神経機能に関する研究”, リハビリテーション医学,
Vol.39，No. 12，pp. 785-792，2002(4) 斉藤郁夫, 竹下栄子, 白衣高血圧の病態：”外来および家庭における交感神経活性”，慶應保健, Vol.1，No. 8，
pp 15-19，1996(5) 山越憲一，“無侵襲，無拘束，そして無意識計測へ”，
精密工学会誌，Vol.62，No. 11，pp. 1525-1529，1996(6) 吉川和磨，伊賀崎伴彦，村山伸樹，“圧電センサによる心拍信号・呼吸信号の抽出に関する基礎的研究”，
電子情報通信学会技術研究報告，Vol. 112，No. 417，
pp. 61-64，2013(7) 田中正吾，松本佳昭，“心音センサを用いた心拍およ
び呼吸の無拘束計測，非破壊検査，Vol.50，No. 9，pp.
612-619，2001(8) 渋谷実，”心音図と脈波，特に心尖拍動図について”，
東京女子医科大学学会，Vol.40，No. 5，pp. 281-287，
1970(9) 佐伯勝敏，鬼頭亨東，“DSPを用いた心音特徴検出シ
ステムに対する検討，電子通信学会論文誌，Vol.J93-A，
No. 11，pp. 743-752，2010(10) 荻原健，杉田典大，“シート型微小変位センサを用いて推定した心拍数変動の信頼性評価”，生体医工学，
Vol.52, pp 18-24，2014(11) 秋山俊雄，“安静時心拍数と予後の関係”，
JPN.J.ELECTROCARDIOLOGY，Vol.31，No. 4，2011― 514 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）可変構造の容量性電極を用いた心電図計測の提案
Proposal of electrocardiogram measurement using variable capacitance electrode鈴木修平*，有馬祐杜*，中村哲夫**，中村壮亮*
Shuhei Suzuki*, Yuto Arima*, Tetsuo Nakamura**, Sousuke Nakamura*

１．はじめに

そこで現在，非接触計測方法である容量性電極を用いた

図１に示すように，厚生労働省によると死因順は悪性新心電図計測が考案されている[3]．容量性電極を用いること

生物，心疾患，肺炎である[1]．この中で，心疾患は心電図

で衣服の上など，直接電極に肌が触れることなく生体情報検査で診察することができる．しかし病院における検査はを計測することができる．

12 誘導測定法，ホルター心電図，モニター心電図といった，

 しかし，既存の容量性電極を用いた心電図計測では，姿肌に直接電極を付ける計測法が主流である．そのため，こ勢変化に弱いという問題があった．人の寝返り等による動の計測法を日常生活で用いるとすると，直接電極を肌に付きを許容するために電極のサイズを横に長くするといったけなければならず不自由さを感じる可能性がある．また，取り組みもなされているが，対応できる姿勢は限定的であ長時間，肌に直接電極を付け続けると計測者自身の体に悪る．
そこで，著者らは容量性電極の構造を可変とする事で被影響を及ぼす可能性も考えられる．

測定者の姿勢に応じた電極構造での心電図計測を可能とするシステムを提案する．なお，このシステムでは同一電極を転用して姿勢推定も可能である．
提案手法は，電極をマトリクス構造に設置することで人がどの位置にいても電極配置を適切な形に変化させて心電を計測することができる．
マトリクス構造にすることで＋，
図１ 主な死因別死亡数の割合－，Ground，動作しない電極にそれぞれ振り分けることが昨今では時計型，リストバンド，ボディスーツなどのウできる．このシステムを作成することで電極にかかる無駄ェアラブル機器による生体計測が流行している[2]．この傾

な電力消費を抑え，常に最適な電極形状によって心電図の向は病院に行って検査をするというわけではなく日常生活計測が可能である．また，実験を通して，病院等での心電の中で健康チェックをしていくという予防医療ないしは日

図計測において定説となっている電極配置の正当性を確認

常ヘルスケアに軸足が移ってきていると考えられる．

できると考えられる．このマトリクス構造を日常生活(ベッ                         ド・椅子 etc．)に適応することで，非拘束，非侵襲の状態*法政大学，東京都小金井市梶野町 3-7-2(〒184-8584)

で心電図を計測することができ，長時間の心電の計測を実**明星大学，東京都日野市程久保 2-1-1(〒191-8506)

現することができる．

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LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）松尾一矢氏ら[4]は 256 に分割した触覚センサからの情

ンデンサのように接続することができ，心電の信号を計測

報を元に人の呼吸成分と心拍を取得しているが，これは人できる．

が呼吸をすることで胸が広がるため，心臓付近の体圧が大きくなる．また安静時には，呼吸と心拍はほぼ一定の周期を保つことから帯域フィルタによって分離できる．
しかし，
触覚センサを用いているため，R 波以外の波形を見ることはできない．

 Tobias Wartzek 氏ら[5]は車の運転席に容量性電極を配置した．始めに圧力センサを用いて一番体が接触する最適な 図３ 容量性電極の計測原理

電極配置にするために圧力試験を行った．
このように，姿勢推定では圧力センサの利用が一般的であるが，心電も同時計測する場合，複数種のセンサを使わこの等価回路において，初段アンプの入力段に発生する電なければならない．しかし，著者らの提案手法では同一の

圧 Vamp は(1)式で与えられる．

容量性電極で，心電図計測のみならず人の位置の推定も可VinVheart能であり，コスト削減・構成の簡易化が見込める．

1
(1)
Cin
C
1
1


 in  1
jC E Rin C E jCG Rin CG

C E : 生体電気信号源と電極間のキャパシタンス
CG : 生体  大地  回路間キャパシタンス

２．容量性電極を用いた既存の心電センサ

Cin : 初段アンプの入力キャパシタンス

 容量性電極とは皮膚と電極の間をコンデンサのように

Rin : 初段アンプの入力抵抗

結合して心電図の信号を導出するものである[6]．図２に直Vheart : 生体電気信号の電圧

接電極を肌に付けた場合と容量性電極を用いた場合の違い，

Vin : 初段アンプが受け取る信号電圧

図３に容量性電極の計測原理を示す．

この式において，Cin << CE，CG， Rin >> 1 の条件の時，すなわち初段アンプの入力抵抗値が十分に大きく，入力静電容量値が十分に小さければ，式(1)はVin 1 (2)Vheartと表すことができ，心電図の信号を初段のアンプの電圧として取り出すことができる．

図２ 直接肌に電極を付けた場合と容量性電極を用いた
場合の違い

３．提案手法３．１ システム構成

直接肌に電極を付けることで，体との密着度を高い状態

マトリクスに配置した電極から信号を入力する．入力しに保つことができるが，肌と電極の間にペーストやゲルをた信号を増幅し，全ての信号の関係性から人の位置を推定挟む必要がある．肌と体の間にペーストやゲルを挟むといする．人の位置の情報を元に電極を改めて選択する．選択

うことは皮膚と電極の間を抵抗で接続したと見なすことがした電極から計測した信号はマイコンを通して AD 変換をできることになる．一方容量性電極ではゲルやペーストを行い，PC にデータを送信し記録する．

使わず，体と電極の間に衣料を挟むことで絶縁物とし，コ― 516 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）３．２ 可変構造の容量性電極における心電計測手法

低い回路を接続してしまうと信号が分圧してしまう．その 電極をマトリクス状に配置する．全ての電極において信ため入力インピーダンスの大きいオペアンプを用いること号を計測するために，全ての電極のスイッチを接続する．

で信号が分圧されない．またオペアンプの出力インピーダ

そして，人の位置の推定によって電極を選択した時，選択

ンスはとても小さいため，入力された電圧をそのまま出力されなかった電極についてはスイッチを開放する．スイッ

することができる．

チを開放することで電力消費を抑えることができる．

その後，心電図の信号以外は不要なのでローパスフィルタ
をかけて，心電図の信号増幅のために 2 段の反転増幅器にマイコンの分解能によって本来の信号の数値が変わる可能性があるため，本来の信号の数値を伝えるために適応フ入力をする．

ィルタを用いる．

 また，実際の心電図計測において計装アンプのみではノ
イズを除去しきれないことが多い．この原因として，入力

３．３ センサ回路の提案する信号の非対称性であると考えられる．この非対称性は

図４にセンサ回路図を示す．

２つの電極間のインピーダンス差が関係していると考えられる．そこで著者らは DRL(Driven-Right-Leg)回路の利用を検討している．DRL 回路[7]は入力信号の差分を取り出して反転増幅回路に入力し，再び体に信号を戻すことで計装アンプに入力される信号のノイズを除去できるものである．また Ko Keun Kim ら[8]が体に直接電極を貼らずに布を介した状態でも DRL 回路は動作することが報告されてい図 4 センサ回路図ることから著書らが考える回路においても有効であると考えられる．

電極を選択した後，計装アンプ(Instrumentation amp)に入力する．この計装アンプは入力両方に共通する信号(同相信

４．今後号)を除去して，入力信号の電圧間の差を増幅する回路である．この回路を用いることで本来，欲しい心電の信号成分可変構造をもつ容量性電極を使った心電図計測システム

だけ残しコモンモードノイズだけ除去することができる．

を構築し，さらには実応用として，心電図計測のみならず，

 次に，ノッチフィルタ(Notch Filter)に入力する．このノそれを利用した個人認証，熟睡度合いや眠気の推定等を考ッチフィルタは特定の周波数のみ大きく減衰させるフィル

えている．また，無線給電に向けた電極構造の検討も視野タである．生体信号は数 mV~数 100mV であり商用電源はに入れている．

100V であるため大きなノイズ源である．商用電源のノイズ(50Hz)を除去する為にノッチフィルタを用いる．
前段の回路でノイズを除去する計装アンプを挿入している

５．参考文献が生体計測では十分でないケースも多いため，ノッチフィ

1) 厚生労働省，「平成 27 年 人口動態統計月報年計(概数)ルタが必要である．

の概況」

 次に，ボルテージフォロワ(Voltage follower)に入力する．

<http://www.mhlw.go.jp/toukei/saikin/hw/jinkou/geppo/nengai1

ボルテージフォロワは信号増幅をするために用いる訳では

5/dl/gaikyou27.pdf＞

ない．ボルエージフォロワはインピーダンス変換のために用いられる．生体信号を計測する際に電極と肌の間にイン

2) 塩澤 成弘，テキスタイル電極による心電図計測，生体ピーダンスが生じてしまう．そのため，インピーダンスの医工学，2016;54(3):135-138.

― 517 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3) 植野 彰規，古沢 洋一，星野 洋，石山 陽事，布を介した電極からの容量性電極結合に基づく心電図導出，電学論 C，2004;124(8):1664-1671.
4) 松尾一矢，向井利春，加藤陽，郭士傑，柔軟面状触覚センサを用いた呼吸と心拍の無拘束計測，日本機械学会論文
集 2015;81(826):1-12．
5) TobiasWartzek，Benjamin Eilebrecht， Jeroen Lem，
Hans-Joachim Lindner，Steffen Leonhardt， Marian Walter，
ECG on Road: Robust and Unobtrusive Estimation of Heart
Rate，IEEE TRANSACTIONS ON BIOMEDICALENGINEERING，2011;58(11):3112-3120
6) 牧川方昭，吉田正樹，南部雅幸，塩澤 成弘，岡田志麻，
ヒト心身状態の計測技術－人に優しい製品開発のための日
常計測－，コロナ社，2010，109-112

7) Bruce B. Winter, John G. Webster, Driven-Right-Leg
Circuit Design, IEEE TRANSACTIONS ON BIOMEDICALENGINEERING, 1983; BME-30(1):62-66

8) Ko Keun Kim, Yong Kyu Lim, Kwang Suk Park, Common
Mode Noise Cancellation for Electrically Non-Contact ECG
Measurement System on a Chair, Proceeding of the 2005
IEEE,5881-5883.

― 518 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）AE 信号処理を用いた膝関節の異常検出に関する研究
 イスラム カーン ○楠本 将人  中村 勇貴
佐賀大学 工学系研究科 先端融合工学専攻
佐賀県佐賀市本庄町 1 番地
られている．これは材料内部から発生する AE を

1. はじめにAE センサで検知し，その波形を分析することで材 膝関節は骨，軟骨，筋肉，腱，靭帯からなる人体料内部の状態を検査する方法である 3).

でもっとも大きな関節の一つであり，歩行や方向転AE（アコースティック・エミッション）とは換，その他多くの動作を，痛みを感じることなく行「材料が変形したり亀裂が発生したりする際に，材うことができる．

料が内部に蓄えていたひずみエネルギーを弾性波と膝関節の病気の代表例として，変形性膝関節症

して放出する現象」である．この弾性波を材料の表(OA)がある．症状としては，膝関節を動かすときに面に設置した AE センサで検出し，信号処理を行う

伴う痛みや膝関節が腫れるということが挙げられことにより材料の破壊課程を評価する手法が AE 法る。変形性膝関節症の原因として，膝関節の軟骨やである. 簡単な例として，地震が挙げられる．ただ半月板の変性・磨耗による荒廃と軟骨および骨の新し，地震と AE 現象では違いがある．地震は発生源

生，増殖による骨の変形が挙げられる 1)．現在での規模が大きく，地震波の周波数帯が数 Hz というは，この変形性膝関節症の診断方法として X 線や低い周波数成分からなるが，AE 現象では数 MHz

MRI を用いた診断方法が一般的である．これらのにも及ぶ高い周波数成分を持つため，地震では規模検査方法では，ごく少量ではあるが放射線をあてなや振幅の大きさを身体で感じることができるが, AEければならないことや設備が大きくなること，またでは耳で聞くこともできないのが一般的である 4).

静的な画像しか取ることができないことが欠点とし検出される AE 波形には，主に最大振幅，立ち上がて考えられる．

り時間，持続時間，カウントの 4 つのパラメータが膝関節を動かす場合にも，関節内部から AE が発生している 2)．このことから膝関節に AE センシン

ある．また，ノイズを取り除くためにある一定の値
をしきい値として任意に設定する．

グを用いると，膝関節にエネルギーを与えずに膝関節状態の分析を行うことができると考えられる．また X 線や MRI を用いた検査とは異なり，膝関節を動かしながら検査を行うので，関節の動きや歩行状態の分析などを行うこともできると考えられる．さらには検査装置を小さくすることができ，検査設備を比較的簡単なものにできる．そこで，AE 手法を用いた膝関節の異常検出が可能であるか検証することを本研究の目的とした．

2. AE 技術
近年，一般的に AE センシングは材料などの非破壊検査などに用いられている手法である．たとえば，構造物の異常を非破壊で検査する際に広く用い― 519 ―

図 1 AE の波形

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 実験方法
3.1 実験装置

図 2 実験装置簡易図
図 3 AE センサの取り付け位置

 実験装置は AE 波を電気信号に変換する AE セン
サ前置増幅器（プリアンプ）主増幅器（メインアンプ）および波形解析装置から構成されている$(
信号は非常に微弱なためアンプにより 50dB 増幅さそれぞれ 5 個のデータを取得し，最大 30 個のデー
タを取得する．また，できるだけ多くのサイクル時

れて解析装置 オシロスコープ に入るそれと同時のデータを集めるためにデータが 5 個そろえば，そにゴニオメータで角度を計測するオシロスコープ

れ以上のデータは取得せずに流すこととする．デー

で AE 信号がでたとき自動的にその瞬間の波形を記

タが 30 個取得できない場合は，40 セットで打ち切録する機能を使って AE 波形を記録するそれと同りとする．

時にゴニオメータの波形も記憶されるのでパソコ
ンで整理し角度を出す上図に実験装置の概要を示す

3.3 AE センサ，ゴニオメータの取り付け
 AE センサは図 3 に示されている場所に４つ取り付けるものとする．図 3 は右膝の伸展時の前面からの図である．図 3 に示す通り，膝関節内側の下側3.2 実験動作
本実験では，被験者は膝関節が 90 度になるように高さを調節した椅子に座り，立ち座りの運動を行う．このとき，立ち座りの速度は被験者が行いやすのセンサをセンサ 1，その上のセンサをセンサ
2，外側の下側のセンサをセンサ 3，その上側のセンサをセンサ 4 とする．AE センサは膝関節のい速度で行うことにする．初めに膝関節を 90 度に比較的肉が少なく骨に近い場所につける．肉つきのし，座っている状態から始まるものとし，立ってかいいところや筋肉があるところでは，AE 信号がうら座るまでを 1 サイクル，3 サイクルを 1 セットとまく拾えないためである． AE センサの固定には．

し，1 セットの中でデータを取得する．1 セットの太さ約 50 ㎜の伸縮性医療用テープを使用し，肌と途中でデータが取得できた場合は，その時点で立ち密着するようにカップリングゲルを使用する．また座りを止め 1 分間休憩した後に実験を再開する．1

十分にセンサを押さえつけた状態でセンサを固定す

セットの動作の中でデータが取得できなかった場合る．またゴニオメータは図 3 に示すように，足の側は 1 分間の休憩をした後に実験を再開する．1 サイ

面に両面テープで固定し，AE データが取得できたクル目から 3 サイクル目の座った状態から立ち上がときの膝の角度を記録する．

る動作の中でそれぞれ 5 個，1 サイクル目から 3 サ

3.4 被験者のグループ分け

イクル目の立ち上がった状態から座る動作の中で 実験は膝関節に痛みを感じたことがなく一度も― 520 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）病院に掛かったことが無い 20 代40 代60 代の人たちと膝に病気を持っている人たちのグループを対象に行ったそれぞれのグループは表 1 に示すように分類した
表 1 グループ分類
年齢別グループ

文字名

20 代

A

40 代

B

60 代

C

病院

OA

D

半月板損傷

D'

図 5 グループ別平均最大振幅
表 4 被験者 D8 の範囲別発生率
角度範囲 [°]

発生率 [%]

90-60

12.5

 今回の実験では発生率最大振幅AE が発生した

60-30

12.5

ときの膝角度について着目した上記の  つの結果を

30-0

75.0

4. 実験結果

次に示す
発生率は次の式 1 で定義した
発生率=

1 サイクル目の合計の𝐴𝐴𝐴𝐴データ

1 サイクル目のデータが揃うまでに行った屈伸回数

                 ・・・   
表 2 グループ別平均発生率
グループ

A

B

C

D+D’

平均発生率>％@

39.7

53.5

69.5

76.7

図 6 被験者 D8 の角度分布図
表 5 被験者 D’1 の範囲別発生率
角度範囲 [°]

発生率 [%]

90-60

61.5

60-30

30.8

30-0

7.7

図 4 グループ別平均発生率
表 3 グループ別平均最大振幅
グループ

A

B

C

D+D'

平均最大振幅[dB]

74.1

75.1

79.7

75.4
図 7 被験者 D’1 の角度分布― 521 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ） 表 2，図 4 はグループごとに(1)式の発生率を平均

像データを基に損傷箇所がわかる．実際の損傷箇所した結果を示す．表 3，図 5 はグループごとに発生から膝関節がどの角度で損傷箇所が接触しているのした AE の最大振幅を平均した結果を示す．表 4，図かわかる．実験結果から，損傷箇所の角度で AE の

6 は被験者 D8 の AE が発生した角度分布図と角度発生が集中しやすいことがわかった．

範囲別の発生率を示す．表 5，図 7 は被験者 D’1 の以上の結果から，発生率，最大振幅，AE が発生

AE が発生した角度分布図と角度範囲別の発生率をした角度の 3 つの視点から膝関節の異常検出は可能示す．表 2，図 4 からは年齢が増加するほど発生率であると考える．

は大きくなり，膝に問題があるグループが最も大き6. おわりに

いことがわかる．表 3，図 5 からは年齢のグループが上がるにつれて最大振幅が大きくなっていること

 本稿では，膝関節に AE センシングを用い，グルがわかる．一方で膝に問題があるグループの最大振ープ別に AE パラメータを比較することで，膝関節幅はグループ C よりも小さいことがわかる．表 4，の異常検出の可能性について言及した．この技術が

図 6 からは被験者 D8 は膝角度が 0-30°の範囲に AE確立すれば，AE センサを取り付け，簡単な立ち座の反応が集中していることがわかる．表 5，図 7 かりの動作をするだけで，膝関節の診断が可能になる

らは被験者 D’1 は膝角度が 60-90°の範囲に AE のと考えられる．また，AE 信号処理を用いた膝関節反応が集中していることがわかる．

診断装置は X 線や MRI などといった，大きな設備

5. 考察や放射線を当てる必要が無く，動的な検査で診断を 今回着目した発生率最大振幅AE が発生したとA が 10 人，グループ B が 14 人，グループ C が 16

きの膝角度の結果から AE 信号処理を用いた膝関節人，グループ D が 12 人，グループ D’が 11 人と比の異常検出は可能であると考える．実験結果からは

較人数が少ないため，判断基準を作ることは難し

 つのグループ間において差異が存在する事が確認

い．そのため，今後は比較人数を増やし，より多くできる．

データを集めることが正確な判断基準を作るために行うことが可能となる．しかし本実験ではグループ

表 2，図 4 からは年齢のグループが上がるごとに発生率が増加し膝関節に問題があるグループ D+D’

必要があると考える．

が最も高くなっている．年齢が上がるほど発生率が7. 参考文献

増加するのは，一般的に膝関節は年齢の増加ととも

1) 立花 陽明：変形性膝関節症の診断と治療, 第20 巻 3 号, 236, (2005)に摩耗していくため年齢が高い人ほど膝関節の状態

2) Tawhidul Islam Khan, Harino Yoho,

が悪くなるためだと考えられる．またグループ
D+D’が最も高くなるのは実際に膝関節に異常があ“Integrity analysis of knee joint by   るためだと考えられる．

acoustic emission technique”, J. Multimodal

表 3，図 5 からは年齢のグループが上がるごとにUser Interfaces (Springer), Vol. 10, Issue 4,
pp 319-324, (2016)

平均最大振幅が大きくなっている．平均最大振幅が大きくなるのは年齢の増加とともに関節の軟骨がす

3) V. Baranov, E. Kudryavtsev, V. Schavelin,

り減っていくため，滑らかな膝関節の動作にならな

Acoustic Emission in Friction,

いためだと考えられる．

Elsevier, (2007)

AE が発生したときの膝角度の結果からは，損傷

4) 水谷義弘：アコースティック・エミッション箇所の推定が可能であると考えられる．実際に膝関節に問題のある被験者であるため X 線や MRI の画― 522 ―

試験Ⅰ日本非破壊検査協会，(2006)

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 523 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）住居における床振動情報を用いた日常生活動作時の居住者の歩数抽出及び部屋特定アルゴリズムの開発Development of Counting Steps and Room Identification Algorithm of Daily Living for Resident
Using Information of Floor Vibration in the House〇佐々木美緒 1，Tripette Julien1，才脇直樹 2，元岡展久 1，太田裕冶 1
1.お茶の水女子大学，2.奈良女子大学
1〇Sasaki Mio ,Tripette Julien1,Saiwaki Naoya2,Motooka Nobuhisa1 and Ohta Yuji1
1.Ochanomizu University,2.Nara Women’s University
1. 研究背景・目的
現在，最も身近な健康管理を行う機器として歩数計が広く利用されている．これまでは単純に歩数を測定するだけであったが，今では体重・性別等の情報を入力することで運動消費量や歩行距離を表示するなど多機能化している．また，近年スマートフォンのアプリやウェアラブルデバイスに歩数計の機能を備えたものが開発され，世界中で利用されている[1]．これらの機器は屋外では意識的に装着することが可能であるが，住居内においては装着すること自体にストレスを感じる，さらに装着を忘れるといった問題点が挙げられる．
先行研究では，実験住宅 OchaHouse において，歩行時における床振動情報を利用した歩数抽出アルゴ
リズムの開発に成功したと報告されている [3]．このアルゴリズムでは歩行時のみの歩数抽出が可能であるため，本研究では従来の歩数計とは異なり身体に非侵襲であり，住居内での日常生活動作時における歩数抽出及び居住者の位置特定が可能なアルゴリズ
ムの開発を目的とする．

住環境へのコンピューティング技術の導入や，Real Life 生体計測技術の実証実験を目的に，2009 年 3 月に大学敷地内に建造された[2]．
2.2. 加速度計設置
本研究では加速度センサ(PV-87，リオン株式会社
製)を床面に設置した．加速度センサの寸法 24(Hex)×30.5(H)であり，測定周波数範囲は 1~3000(Hz)である．設置位置は，OchaHouse のリビング，キッチン，
洗面所・浴室，ダイニングルームの各部屋に 1 つず
つ計 4 か所設置した．この設置位置により，測定可
能な範囲を図 3 に示した．

2. 開発
2.1. 実験住宅 OchaHouse
本研究は住居内での利用を想定しているため，実験は実験住宅 OchaHouse(以下，OchaHouse)で行った．OchaHouse とは，「お茶の水女子大学ユビキタ
スコンピューティング実験住宅」のことである．

図2

加速度計設置位置

図3

図1

実験住宅 OchaHouse― 524 ―

測定範囲

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）2.3. 部屋特定アルゴリズム
2.2 において床面に設置した各加速度センサから得られる床振動データから，日常生活動作時での居住者の位置を部屋単位で検知するため，床振動デー
タより特定することが可能なアルゴリズムの開発を行った．開発環境は MATLAB(2015 b)を用い，リビ
ングルーム，キッチン，洗面所・浴室，ダイニング
ルームの計 4 か所に設置した加速度計のうち，各時間に最大振幅を計測した加速度計の位置を振源位置とし，生活者のいた部屋と特定できるよう構成した．
すなわち，リビングルーム，キッチン，洗面所・浴室，ダイニングルームの判別が可能である．
2.4. 歩数計測アルゴリズム
居住者の部屋単位での位置特定に加え，2.2 において床面に設置した各加速度センサから得られる床振動データから，日常生活動作時での居住者の動作に伴う歩数を床振動データより抽出するためのアルゴ
リズムの開発を行った．開発環境は同上である．
各部屋に設置したそれぞれの加速度計から得られた加速度データを合成し，これに 2 次のバターワー
スフィルタ処理を行ったのち，加速度値のピークをカウントする．ピークの判定には 2 種類の閾値，
MinPeakHeight（以下，MPH）と MinPeakProminence（以下，MPP）を使用した．
ここで歩行時とは，進行方向に対して平行でかつ前方に足を踏み出す時と定義する．
3. Ochahouse 内での日常生活動作実験
OchaHouse において日常生活動作実験を行った．
本実験の目的は，1 つ目に歩行時を含め，日常生活動
作を行っている際に本研究で開発した部屋特定アルゴリズムが有効であるか検証する．2 つ目，床振動情報に基づいた歩数抽出と従来製品の精度を比較する．
3 つ目に，歩数抽出アルゴリズムにおいて使用する
最適な閾値を検討する，である．

図4

行動を行った位置

被験者は成人女性 8 名(22.1±0.9 歳)で，起床から始まりトイレ，歯磨き，着替え，朝食の準備，朝食，
お皿洗い，コートを羽織る，家を出る，の順番に行動した際の床振動を計測した．
従来の歩数計と歩数比較を行うため腕部にActigraph Link(GT9X，Actigraph 社製)とウェアラブル
デバイスの Fitbit alta(FB406，Fitbit 社製)，Mi band
2(XMSH04HM，Xiaomi 社製)，また腰部にオムロン
活動量計(HJA-750C，オムロンヘルスケア株式会社
製)と Actigraph Link(GT9X，Actigraph 社製)を装着した．
すべての被験者の加速度データから，部屋特定ア
ルゴリズム及び歩数計測アルゴリズムを用いて，被験者の部屋特定と歩数計測を行った．
歩数計測アルゴリズム中のピーク判定に用いる閾
値は閾値①が MPH＝0.35，MPP＝0.4，閾値②ではMPH＝0.3，MPP＝0.3 と設定した．
4. 実験結果
4.1 部屋特定結果
図 5 に部屋特定アルゴリズムを用いた 1 名の典型的な実験結果を示した．縦軸は被験者が行動を行っていた部屋を表しており，プロットされている点がその時間に被験者がいた位置を示している．実験開始からリビング、洗面所・浴室，リビング，キッチ
ン，ダイニング，キッチン，リビング，ダイニングの順に被験者が移動したことを検知できた．
4.2 床振動情報による歩数検出と従来製品との比較
結果
図 6 と図 7 には各従来製品及び歩数計測アルゴリ
ズムより抽出された歩数と実際の歩数との誤差をグラフで示した．図 6 は実際の歩数の内，歩行時の歩数との比較であり，図 7 は歩行時を含む日常生活動
作時すべての歩数との誤差を示した．横軸は各従来製品及びアルゴリズム，縦軸は誤差の値である．
従来製品のうち最も誤差が小さいものが腕部に装着した Actigraph であり歩行時の実歩数との誤差が3 歩で全体の歩数との誤差が-59 歩であった．本研究で開発した歩数計測アルゴリズムでは，歩数の誤差が小さく，歩行時では誤差が 2 歩，その他の行動も合わせた歩数では-24 歩であった．
4.3 MPH と MPP の閾値検討結果
図 6 より，歩行時の歩数との誤差は閾値①では 2
歩，閾値②では 32 歩であった．また，図 7 より全体の歩数との誤差は閾値①では-54 歩，閾値②では24 歩であった．

― 525 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）利用して求めた歩数の方が誤差が小さかった．従来の歩数計は加速度センサが内蔵されており，これを人の身体に取り付け装着者の動きに合わせて歩数計が動くことで，この時の振動の速度の差を検知して歩数を計測している．そのため比較的動きが静かな
人は振動の速度変位が小さく，歩数としてカウントされないため，誤差が大きくなったと考えられる．

図5

5.3 閾値検討
アルゴリズムにて閾値①に設定した際に歩行時の歩数との誤差が小さくなり，閾値②に設定した際に全ての行動における歩数の合計との誤差が小さくなった．これは，歩行時とその他の動作時で計測される波形の特徴が異なるからであると考えられる．歩行時の歩数との誤差がより小さい閾値①の方が，閾
値②よりも最適な閾値だとわかった．さらに精度を高めるため，歩行時とその他の動作時で歩数の抽出
方法を分けることで，より正確に住居内での歩数を計測可能なアルゴリズムになると考えられる．

部屋特定の結果

図 6 歩行時の歩数との誤差

今後，本研究で開発した部屋特定アルゴリズムと歩数計測アルゴリズムを組み合わせることで生活者の行動を判別することが可能なプログラムに応用できると考える．さらに，この行動判別プログラムと生活者の身体情報を結び付けることで，生活者自ら把握・管理することのできる非侵襲ヘルスケアモニ
タリングシステムの開発につながると考えられる．

図 7 合計の歩数との誤差
5. 考察
5.1 部屋特定
図 5 より，部屋特定アルゴリズムを用いて特定した部屋は実際に被験者がいた部屋と仕切りがなく隣り合っている洗面所・浴室とダイニングルームを除
く部屋では一致しており，歩行時のみではなく日常
生活動作時でも，このアルゴリズムが有効であることがわかった．より精度を高めるため，誤検知をする割合が高い洗面所・浴室とダイニングルームにおいてアルゴリズムを改良する必要があると考える．

6. まとめ本研究では住居内において歩行時を含む日常生活
動作時での身体に非侵襲で歩数抽出及び居住者の位置特定アルゴリズムの開発を行った．
その結果から，開発した部屋特定アルゴリズムが日常生活動作時において有効であることがわかった．
また，従来の歩数計と比較して床振動情報を用いた歩数抽出のほうがより精度が高いことが明らかとなった．
参考文献[1] 総務省,‟平成 26 年版情報通信白書”(2014)[2] Ohta Y, Motooka N, Siio I, Tsukada K, Kambara K. “Anapproach for real life monitoring in a ubiquitous computing
house”.Ubiquitous healthcare2009,

pp.15-17(2009)[3] 金子早紀,‟住居内歩数計測システムの開発と検証～床振動を用いた歩数抽出方法～”,お茶の水女子大学卒業論文(2016)

5.2 床振動情報による歩数検出と従来製品との比較
図 6 と図 7 より，歩数計測アルゴリズムより抽出された歩数と従来製品で計測された歩数，それぞれの実際の歩数との誤差を比較すると，床振動情報を― 526 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）腹部膨隆により伸張された腹直筋を考慮した妊婦版筋骨格モデルの構築
Construction of a musculoskeletal model of a pregnant woman
considering stretched rectus abdominis by an enlarging gravid uterus○㻌 森野佐芳梨（慶大院）， 高橋正樹（慶應大）Saori MORINO, Graduate School of Science and Technology, Keio University
Masaki TAKAHASHI, Department of System Design Engineering, Keio University
Abstract
Weight gain and stretched and weakens abdominal muscles by an enlarging gravid uterus are remarkable features during
pregnancy. These changes elicit postural and movement instability and place strain on various body segments. In general,agonist and antagonist muscles of body segments act simultaneously to increase joint stabilization during human movements.
The co-contraction might be well observed in pregnant women because of their unstable body joints. Musculoskeletal models
are well used to investigate muscle load. However, very few studies have been conducted on the model for pregnant women.
Additionally, it is difficult to estimate the co-contraction of muscles by using musculoskeletal models. Therefore, the purposeof this study is to construct a musculoskeletal model of a pregnant woman. At first, the size and mass of body segment weremodeled to meet pregnant women. Simultaneously, stretched abdominal muscle was modeled. Then, the motion analysis of
sit-to-stand for a pregnant woman was conducted to compare the difference between the result of constructed musculoskeletal
model of a pregnant woman and the muscle activation measured by using surface electrom yography. At last, theco-contraction of rectus abdominis and longissimus was estimated from joint torque and EMG data using genetic algorithm.
Key Words
Musculoskeletal model, Biomechanics, Pregnancy

１．㻌 はじめに筋緊張力を推定する手法が着目されている2) ．妊娠中の体重増

妊娠女性の身体には，胎児成長に伴う体重増加と体重心の前加を考慮した体幹背面の筋活動推定手法も提案されており3)，さ

下方移動が生じる．さらに，子宮拡大によって腹直筋が引き伸ばらに腹部の筋肉伸張等の特徴を追加することで，今後の適用がされ，筋機能が低下すると言われている．この身体変化は姿勢や期待される．しかし，筋骨格モデルの限界として，同時収縮の考動作の安定性低下，ひいては腰椎骨盤帯の疼痛（Lumbopelvic

慮が困難であることがあげられる．これは，筋緊張力の推定に，でpain: LPP）を引き起こす．LPP は半数以上に発症し，妊娠経過ときるだけ運動効率の良い運動パターンを選択するため，拮抗筋

ともに増加し，出産後も継続することから，改善策が求められていが活動しない選択がなされることに起因する．実際の筋活動を計る．また，LPP は動作中に発現しやすく，特に椅子の立ち座りのよ測する手段としては筋電図計測があるが，筋電図は筋収縮に伴う

うな体幹の屈曲伸展を伴う動作が関連することが分かっている．

電気的興奮の値であり，筋緊張力ではない．一方，筋電図を教

これより，痛みを引き起こさない，身体負荷が小さい動作へ誘導

師信号として，筋緊張力を求める手法が提案されているが 4)，こする運動療法的アプローチが LPP に有効であると考えられる．

の手法は事前に最大筋発揮時の筋電図を計測する必要があり，人の動作においては一般的に，主動筋と呼ばれる筋肉の活動

妊婦のような最大筋発揮が困難な対象には適用が難しい．

とそれに対する拮抗筋の同時収縮が見られる．例えば，体幹伸これらより，本研究では，特に体形変化が著しく LPP の発症率

展には主に体幹背面の筋が主動筋として活動し，それと同時にも高くなる妊娠後期女性を対象に，妊婦版筋骨格モデルを構築

拮抗筋である腹直筋の活動も観察される．この相対する筋の同する．まず，妊娠後期の女性を対象として，LPP 発現と関連が大時収縮により，人は関節の安定性を高めている1)．妊婦においてきいとされる椅子の立ち座り運動計測実験を実施し，筋電図を計

は，妊娠期特有の身体変化に加えて，関節弛緩により体幹の安測する．次に，腹部膨隆により伸張された腹直筋および体重心移定性が低下するため，この同時収縮機構が重要であると考えられ動を再現した妊婦版筋骨格モデルを構築する．最後に，本研究る．また，妊娠期の体幹背面筋への負荷増加が LPP の一因であにて提案した妊婦モデルにより推定した筋緊張力を確認したうえるが，体幹前面の筋活動により背面筋への負荷がさらに増加する

で，動作計測により得られた筋電図データを入力信号とした最適ことになる．これより，運動指導をする際には筋活動，特に筋の同化計算により，矢状面上の体幹屈曲伸展運動における主動筋と時収縮機構に着目することが重要であると言える．

拮抗筋の同時収縮を考慮に入れた筋活動の推定する．被験者

近年，筋骨格モデルを用いた逆動力学計算により，動作中の実験を実施し，提案手法の妥当性を検証する．

― 527 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）２．㻌 椅子の立ち座り運動計測と筋電図計測
提案する妊婦版筋骨格モデルにおいて，体幹部の筋の同時収縮時の筋緊張力推定に必要なデータを得るため，妊婦を対象に椅子の立ち座り実験を行った．実験に先立ち当該研究協力機
関の倫理委員会の承認を得たうえで，被験者から実験参加の同意を得た．また，運動計測に影響を与えるような外傷あるいは損
傷のないことを確認した．本実験の被験者特性を Table1 に示す．
Table 1 Demographic characteristics of participant
Age [years]

24

Weeks of pregnancy [week]

36

Height [cm]153

Mass [kg]50

Experience of childbirthnoneFig. 2
Experimental setting position of IMUs and surface electrodes
The surface electrodes were placed on the right and left side of the body.

2.1㻌 運動計測
運動計測には，Fig. 1 に示す 3 軸の加速度，ジャイロおよび地磁気センサを組み合わせた慣性センサユニット （IMU: Inertial
measurement unit, TSND151, ATR-Promotions Co., Ltd., Kyoto,
Japan）を用いた．6 つの IMU を Fig. 2 に示すようにそれぞれ被験者の第 7 頸椎，第 4 腰椎，両側の大腿前面の膝蓋骨直上 10cm
位，下腿前面の外側課上 10cm 位の位置に装着した．これらのIMU より得られた情報を用いて，それぞれ上位体幹部，下位体幹部（骨盤部），左右の大腿部，下腿部の姿勢・動作情報を取得した．センサのサンプリング周期は 100Hz とした．逆動力学計算
Fig. 3に必要な床と座面からの反力の計測には，持ち運びが可能な
Nintendo Wii Balance Board（WBB; Nintendo, Kyoto, Japan）を 2台使用し，被験者の足部下および座面上に配置した．動作解析
環境としては，Fig. 3 のように座面までの高さを被験者に合わせた椅子を使用し，椅子の前方での立位状態を計測開始肢位とし，スタートの合図とともに被験者は椅子への着座動作を開始し，着座状態で約 10 秒静止した後に立ち上がるという動作を行った．

処理を行い，両側の腹直筋および最長筋の測定位置にディスポーサブル電極を添付した．サンプリング周波数は 1000 Hz とし，得られた筋活動電位について 50 Hz のノッチフィルタにより電気干渉による影響を除き，20-500 Hz のバンドパスフィルタによりノイズキャンセルを行った後に，全波整流処理を施した．
３．㻌 妊婦版筋骨格モデルの提案

2.2㻌 筋電図計測
本研究では，妊娠経過に伴い伸張される腹直筋と，体幹の屈曲伸展動作に関与し腹直筋と拮抗関係にある最長筋の筋電図
計測を行った．筋電図評価には，Fig. 1 に示すように，IMU と接続することで，計測値を同期することができる生体信号計測用アンプ（SE-C-AMP-H100, ATR-Promotions Co., Ltd., Kyoto, Japan）
を使用し，表面筋電図を計測した．先行研究をもとに 5)，皮膚前Experimental situation

妊婦版の筋骨格モデルの構築には， Biomechanics of Bodies（BoB: Marlbrook (UK) Ltd., United Kingdom）を用いた．BoB は，
36 の体節と全身の筋の構成をモデル化した全身版筋骨格モデ
ルソフトウェアであり，MATLAB（The MathWorks Co., Release2017a, Tokyo, Japan）により運動解析が可能である．この BoB の骨格情報は欧米の成人男性のデータベースをもとに構成されているため，以下の手順で日本人妊娠女性の身体情報を反映する
ようにモデルの構成を変更した．Fig. 4 に一般成人の筋骨格モデ
ルと妊婦版に改良した筋骨格モデルを示す．
3.1㻌 妊婦版筋骨格モデルの構築
㻌 (1) 身体骨格データの変更
初めに，体幹や脚部の各体節の長さと重量を日本人若年女性

Fig. 1

Appearance of sensors for motionanalysis

The left box is IMU. The center box is electromuscular amplifier unit andthe right cables are surface electrodes for measuring of electromyography.

の平均値に合わせて変更した．体節長に関しては，データベース上の日本人成人女性（20-40 歳）の身体特性情報を用いて 6)，
身長に対する各体節長の比率を変更した．重量に関しても同様― 528 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）ール，ピッチ，ヨーとする．本研究では，体幹の屈曲伸展動作に関与する筋活動に着目するため，ピッチのデータを解析に使用した．具体的には，それぞれのセンサから算出した姿勢角度情報を用いて，床に対する下腿のセンサの角度より足関節，その他のセンサ同士の相対位置関係から左右の膝および股関節，大腿に対する骨盤，骨盤に対する体幹部の角度変化を評価した．これより得られた運動計測結果と，床および座面からの反力を BoB に入力し，筋緊張力を推定した．同時収縮を考慮する以前の腹直筋の筋緊張力推定結果を Fig. 5 に示す．これより，一般的に考えられている通り，妊娠による影響として腹直筋の筋緊張力低下が観察できる．しかし，Fig 6 に示す腹直筋から取得した筋電図波形と比較すると，例えば，椅子から立ち上がる際の体幹を起こす動Fig. 4

作（体幹の伸展動作）時に腹直筋の活動が低下しているように算Musculoskeletal models of average woman (left side) andpregnant woman (right side)

出されており，体幹伸展における主動筋である最長筋に対する，拮抗筋である腹直筋の作用が考慮されていないことが分かる．

に，日本人女性（19-35 歳）のデータをもとに，全体重における各体節重量の比率を変更した 7)．これにより，筋骨格モデルを運用する際，対象者の身長および体重を入力することで，その体型における日本人女性での平均的な各体節の長さと重量が解析に適用される．
㻌 (2)㻌 筋肉モデルの変更
妊娠期の特徴的な筋構成の変化として，胎児成長に伴う腹部膨隆による腹部の筋肉の伸張があげられる．この特徴をモデル化するために，妊娠 26 週から 38 週までの妊婦の体型情報を計測したデータベースの体幹部の計測値を使用し，腹直筋の伸張を仮

Fig 5. The result of muscle force of rectus abdominal from BoB

定したモデルを構成した 8)．これに関しては，26 週から 38 週の妊婦であれば，この平均値をそのまま使用して筋張力を推定することも可能であるが，対象妊婦に合わせて，体幹周径を複数個所に分けて実測することで，その対象者個人に合わせて再度変更することも可能である．
㻌 (3)㻌 体重増加分の追加
最後に，妊娠により増加した体重分をモデルに追加した．妊娠後期の妊婦版筋骨格モデルを提案している先行研究では 3)，妊娠中の体重増加の平均値である 10.45kg の増加分をそれぞれ，胸部に 0.95kg，腹部，腕部，脚部に 3.325kg，子宮周りの腹部に

Fig 6. The result of EMG of rectus abdominal

6.175kg 追加することで妊婦の体型を表現している．本研究ではこの各体節への付加分の割合を参考にし，対象妊婦に妊娠前と４．㻌 遺伝的アルゴリズムを用いた筋緊張力推定

妊娠経過において増加した体重とを分けて聴取することで，より

4.1㻌 筋電図パターンを用いた筋緊張力推定

正確に増加分を表現できるようにした．

3.2 節の結果から，現行の筋骨格モデルでは拮抗筋の同時収縮が考慮されていないことが確認されたため，最大筋発揮時の計

3.2㻌 計測データの処理方法

測を行わずに，筋電図パターンを入力値として最適化計算によりデータの解析には，MATLAB を用いた．まず，被験者の身長，

筋緊張力を推定した．Oyong らは，最大筋発揮出力が困難な対

妊娠前体重，妊娠後の体重増加分の聴取結果，体幹部の周径

象者のために，運動計測と身体情報により得られた関節トルクを

計測結果を用いて，3.1 節の方法で妊婦版筋骨格モデルを被験教師信号とし，その関節トルクが発生する動作中の筋電図パター

者に合わせて修正した．次に，IMU から得られる角速度・加速

ンを入力値として，遺伝的アルゴリズムを用いた最適化計算によ度・地磁気データを使用し，Madgwick アルゴリズム 9) を用いて各体節の姿勢・動作角度を算出した．座標の定義は，被験者から見た前方方向を x 軸とした右手系とし，x，y，z 軸まわりをそれぞれロ

り筋緊張力を推定する手法を提案している 10）．この研究では，筋電図パターンから筋緊張力を算出する際に適していると考えられる計算式を複数通り提示し，相関解析の結果を用いて，特に筋― 529 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）５．㻌 結言電図から筋緊張力を推定するのに最適である計算式を報告して本研究では，腹部膨隆により伸張された腹直筋および体重心いる．本研究では，そのうちの以下の式を採用した．
τest x(1).Ei  x(2).Ei1/ 2の移動を再現した妊婦版筋骨格モデルを用いることで，一般女(1)

性とは異なる筋の活動状況を再現できることを確認した．さらに，妊娠を対象とした椅子の立ち座り動作実験から得られた筋電図

τest = estimated torque
Ei = processed EMG signalx(i) = associated model parameters

計測結果を用いて，筋電図を入力信号とした，体幹屈曲伸展運動における主動筋と拮抗筋の同時収縮を考慮に入れた筋活動の推定を行った．今後は，拮抗筋の同時収縮を考慮した妊婦版筋本研究では，次式に示すように式(1)の Ei に腹直筋の筋電図

骨格モデルの妥当性を検証した上で，本研究手法の検証事例を

結果 Ei_RA を代入したものと，最長筋の筋電図結果 Ei_LO を代増やし，毎回の筋電計測を実施せずとも拮抗筋の同時収縮まで入したものの和を筋緊張力と定義し，，2 筋の筋電図結果を反考慮した妊婦版筋骨格モデルを構築することで，LPP 改善を目映した筋緊張力発揮最適化計算を行った．

的とした，有効な動作改善指導の一助になると考える．

τest  x(1).Ei _ RA  x(2).Ei1/_ 2RA  x(3).Ei _ LO  x(4).Ei1/_ 2LO

(2)

謝辞

Ei _ RA = processed EMG signal of rectus abdominis

本研究の一部は JSPS 科研費 JP15J07748 の助成および競輪

Ei _ LO = processed EMG signal of Longissimusの補助（28-143）を受けたものであることを記し，謝意を表す．

4.2㻌 筋緊張力推定結果と考察

参考文献

遺伝的アルゴリズムを用いた筋緊張力推定の最適化計算の結1) Doorenbosch, C. A.; Harlaar, J.; Roebroeck, M. E.; Lankhorst,

果として，最適化変数は以下に，実際の関節トルクと推定され

G. J. Two strategies of transferring from sit-to-stand; theた筋緊張力を Fig. 7 に示す．

activation of monoarticular and biarticular muscles. J
Biomech 1994, 27, 1299-1307.

x(1) = 600.1713, x(2) = 0.0101, x(3) = 999.3733, x(4) = 99.9448

上記の最適化変数を用いて，Fig. 7 において筋力発揮の合計
値が大きくなっている 53 秒時点において推定された腹直筋と最長筋の筋緊張力を算出すると，それぞれ 17.9360 N と 292.2617 N2) 長谷和徳, SIMM, ARMO, AnyBody による動作解析. バ
イオメカニズム学会誌 2009, 33, 205-211.
3) Nakashima, M.; Komura, T. An analysis of muscle load on
the erector spinae of a pregnant woman. Journal ofとなった．つまり，体幹の伸展運動において，拮抗関係にある筋の同時収縮を考慮しない最適化計算では最長筋に対する腹直筋の活動はほぼ無いと算定されていたが，筋電図を用いた遺伝

Biomechanical Science and Engineering 2010, 5, 357-367.
4) Prilutsky, B. I. Coordination of two- and one-joint muscles:
functional consequences and implications for motor control.

的アルゴリズムによる最適化計算により，本研究対象者では実際には腹直筋も最長筋の約 6.1%の筋緊張力を発揮していると推定された．腹直筋は体幹の関節の安定性を高めると同時に，体幹をMotor Control 2000, 4, 1-44.
5) Ng, J. K. F.; Kippers, V.; Parnianpour, M.; Richardson, C. A.
EMG activity normalization for trunk muscles in subjects

屈曲させる方向に働く筋肉である．実際に，今回の検証では上記

with and without back pain. Med Sci Sport Exer 2002, 34,

53 秒時点では筋の同時収縮を考慮しないモデルにおける最長筋の筋緊張力は 276.4 N であったことから，腹直筋の活動により最長筋への負荷が大きくなっていると推測され，LPP 改善を目指す際に軽視することのできない現象を確認できたと考える．

1082-1086.
6) 生 活 ・ 福 祉 技 術 セ ン タ ー , “ 人 間 特 性 デ ー タ ベ ー ス ”,
http://www.tech.nite.go.jp/human/indexeng.html, (2017/06/06)
7) 松尾彰文, 福永哲夫, 船渡和男, 浅見俊雄, 山口孝夫, 日
本人女性の部分質量と重心位置の検討. 体育学紀要, 東京
大学教養学部体育研究室, vol. 24, pp. 37-54, 1990
8) 森 由紀, 木岡 悦子, 妊娠後期の衣服設計に関する基礎的研究 (第 1 報): 妊娠後期体型の特徴について. 日本家
政学会誌 1994, 45, 137-146.
9) Madgwick, S. O. H.; Harrison, A. J. L.; Vaidyanathan, R.
Estimation of IMU and MARG orientation using a gradientdescent algorithm. Int C Rehab Robot 2011.
10) Arif W., Oyong, S. P., Veronica Lestari Jauw. Robot Assisted
Stroke Rehabilitation: Estimation of Muscle force /JointTorque from EMG using GA. 2010 IEEE EMBS Conference

Fig 7. The result of EMG of rectus abdominal

on Biomedical Engineering & Sciences 2010, 341-347.

― 530 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）アキレス腱張力計測デバイスの開発と計測方法の検討
Development of measuring device for Achilles tendon force○川上拓真（芝浦工業大学） 飯村仁一（芝浦工業大学） 滝口理一（芝浦工業大学）
萩原杜子（芝浦工業大学） 山本紳一郎（芝浦工業大学）
Takuma KAWAKAMI, Shibaura Institute of Technology
Jinichi IIMURA, Shibaura Institute of Technology
Riichi TAKIGUCHI, Shibaura Institute of Technology
Moriko HAGIWARA, Shibaura Institute of Technology
Shin-ichiroh YAMAMOTO, Shibaura Institute of Technology

Abstract: Body Weight Support Treadmill Training System using Pneumatic McKibben Actuator (AIRGAIT) has beendeveloped in our laboratory for several gears. The main functionality of the AIRGAIT system is to promote the gait recovery
and to improve the locomotion function for patients with spinal cord injury. Previous studies suggested that the loading
stimulation to the anti-gravity muscle of the lower limb played a very important role for gait training and ambulatory recovery
in spinal cord injury patients. In this paper, we propose a new non-invasive measurement device to estimate the Achilles
tendon force (ATF). We compared the ATF calculated from the ankle torque and Lateral stiffness with the measurement value
from sensor integrated in the developed device. The results show that the correlation between ATF [N] and lateral stiffness[N/mm] is significant positive. Therefore, it indicated that the developed device has a possibility to estimate non-invasively
the ATF.
Key Words: Achilles tendon force (ATF), Body Weight Supported Treadmill Training, Lateral stiffness
1.

背景・目的
脊髄損傷者の歩行機能の回復には, 免荷式トレッドミル
歩行訓練が有効であると報告されている (1). さらに機械的に免荷式トレッドミル歩行訓練を行うことを目的とした
Driven Gait Orthosis(Lokomat)が開発され, その有効性が報告された.
一方, 我々のグループでは下肢装具の動力に空気圧人工筋を用いた免荷式歩行訓練システム(AIRGAIT)(Fig. 1)の開発を進めてきた. アキレス腱は, 歩行動作の主動筋として働く下肢抗重力筋の下腿三頭筋に付随している. またアキレス腱は, 下腿三頭筋の筋腱移行部近傍に荷重関連の固有感覚受容器として存在するゴルジ腱器官を含む. アキレス腱の張力の増大に伴い, ゴルジ腱器官は受容した腱張力
情報を脊髄に送り, 脊髄は筋を弛緩させるという下腿三頭筋の収縮を調節する回路が成り立つ. これらの回路からア
キレス腱張力情報を知ることにより, 歩行動作の主動筋である下腿三頭筋の収縮量の制御が可能になり, 歩行動作の制御パラメータとして応用が期待される. しかしアキレス
腱張力は, 動的状況下での計測が困難であり, 先行研究では侵襲的な計測手法が多く, 特殊な手術が必要なことから実用化には至っていない (2). そこでアキレス腱張力を推定
し, 歩行訓練の処方パラメータとして応用することにより,今後の運動機能障害の歩行訓練に有益な情報をもたらすと考えられる. 以前までの研究では, クリップ型デバイスを開発したが, デバイス本体の強度などに関して改善すべき点があげられた. 本研究では動的に計測可能で本体の耐久性を高めたアキレス腱張力非侵襲計測デバイスの開発を進めている.

Fig.1 AIRGAIT

2.

計測デバイスの開発
アキレス腱張力(ATF)[N]とアキレス腱の形態的変化を比較し, 較正することで ATF を推定する. アキレス腱が張力を発揮した際の形態的変化を計測するため, 剛性の指標である Lateral stiffness[N/mm]に着目した. これまで, Lateral
stiffness の計測を可能にしたクリップ型のデバイスが試作されているが, 持ち手部分の強度が低いことによるデバイ
スの破損, 過度なバネ張力による痛みの発生などの問題点があったため, それらを改善して再度試作を行った. デバ
イスの持ち手部分から軸の結合部分までをアルミニウムを用いて作成しその他の部分には樹脂を用いて設計を行った(Fig. 2).
3. デバイス評価実験
3. 1 実験方法
被検者は男性健常者 3 名(年齢 22.7±0.5[year], 身長 176.3
±4.9[cm], 体重 63.3±6.6[kg])を対象に実験を行った. 超音波
画像診断装置(ACUSON S2000, SIEMENS 社)とトルクメー
タ(CON-TREX®MJ, PHYSIOMED 社)を用いて計測を行った. 使用したプローブは 18L6(周波数:15.00[MHz]). 計測項
目は足関節トルク, アキレス腱とヒラメ筋の筋腱接合部の移動量とした. まず, 超音波画像診断装置を用いて, 腓腹筋とアキレス腱の筋腱接合部の移動量を 4 つの角度(背屈10°, 0°, -10°, -20°)で安静時と最大トルク発揮時の計 8 試行の計測を行った. 次に, デバイスを装着してもらい 4 つの角度(背屈 10°, 0°, -10°, -20°)でオシロスコープに表示した
0.1Hz の三角波に沿ってトルクを発揮させ, 足関節トルク[Nm] (以下：Ta[Nm])とアキレス腱外幅[mm]と押しつけ反力[N]を計測した. 続いて, オシロスコープに 0.2Hz の方形波を表示し瞬発的にトルク（20,40,60[Nm]）を発揮させて, 足関節トルクとアキレス腱外幅と押しつけ反力を同様に計測した. ATF は, Ta を足関節中心からアキレス腱の矢状面方向の距離であるモーメントアーム[m](以下：Ma[m])で除して求めることができる (3). 実験システムを Fig. 3 に示す.

   Fig.2 Measuring device― 531 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）3. 2 実験結果・考察
 Fig.4 は計測した ATF と Lateral stiffness を比較したグラ
フである.この結果より ATF の増加に伴い, Lateral stiffnessも増加する傾向が示された. 各被検者(sub1, sub2, sub3)における足関節 10[deg]の時の ATF と Lateral stiffness の相関は, r=0.90, 0.96, 0.97 であり高い正の相関を示した. 足関節
0[deg]の時の相関は, r=0.94, 0.96, 0.93 であり高い正の相関を示した. 足関節-10[deg]の時の相関は, r=0.90, 0.89, 0.92 であり高い正の相関を示した.足関節-20[deg]の時の相関は,
r=0.73, 0.97, 0.93 であり高い正の相関を示した.
 4 つの 角度 に おい て , 底屈 方 向への ATF 発 揮 に 伴いLateral stiffness も増加する傾向を確認できた.この結果より,
横方向のパラメータである Lateral stiffness で ATF を推定できる可能性を示唆した.一方で, 角度ごとに被検者間の ATFと Lateral stiffness の近似式を比較すると, 足関節 0[deg]で近似式の傾きが一致する傾向が見られたが, その他の角度
では被検者ごとの傾きが異なる結果を示した. これは,被検者の筋腱接合部の移動量を超音波画像で計測し, Ma を算出しているが, 被検者ごとに移動量が異なり ATF の値に差が出てしまったことが原因だと考えられる.

行周期のアキレス腱張力を計測した.歩行は, 被検者を歩行路に立たせ, 4 歩の歩行を行わせ, 2, 3, 4 歩目の足で 3 枚のフォースプレートをそれぞれ踏ように指示した. 計測項
目は, 床反力データ, デバイスのセンサ値, 各身体評点のマーカー座標とした. アキレス腱モーメントアームを算出するためには, ヒラメ筋の起始停止位置を知る必要がある.
停止位置は踵骨隆起であるため皮膚上から知ることができるが, 起始位置は腓骨頭に付着しており, 外部からは位置を知ることは難しい. そこで MRI 画像より, 膝関節中心から起始位置までの距離を推定する式を算出し解析に用いた.
4.2 実験結果・考察
歩行時の ATF と Lateral stiffness の典型例を Fig.5 と Fig.6に示した. 青線が立脚期における ATF と Lateral stiffness の平均値を示しており, 黄色の範囲は標準偏差を示している.
Fig. 7 は ATF に対する Lateral stiffness と押しつけ反力の相関関係を調べたグラフであり, Lateral stiffness と ATF の相関は r=0.89, 0.99, 0.98 で, 押しつけ反力と ATF の相関は
r=0.88, 0.98, 0.99 であった. この結果より, 押しつけ反力を横ひずみ[mm]で除して Lateral stiffness を算出していたが,ひずみより押しつけ反力に依存していることを示唆した.
この原因として,角度センサの分解能が不足しており, ひずみの変化を計測できていなかった可能性が考えられる.

Fig.3 Experimental set-up
Fig.5 Typical of ATF[N]A

Fig.6 Typical of Lateral stiffness

B
A
B

C

Fig.7 (A)Correlation between Lateral stiffness and ATF(B) Correlation between Force by loadcell and ATF

D

Fig.4 Correlation between Lateral stiffness and ATF each angle

5. 今後の展望
今回作成したデバイスに採用した角度センサではひずみの微小な変位を計測できない可能性があった. そのため変位をより精密に計測できるデバイスを開発し, ひずみの変位がアキレス腱張力に及ぼす影響を調査する.

4. 歩行実験
4.1 実験方法
被検者は男性健常者 3 名(年齢 22.7±0.5[year], 身長 176.3
±4.9[cm], 体重 63.3±6.6[kg])で行った. 被検者の左右の第 3中足骨, 外顆, 膝関節中心, 大転子, 骨盤, 肩峰, 踵骨隆起,
計 14 箇所に反射マーカーを貼り, アキレス腱外部腱位置に計測デバイスを装着した. 静止立位を 1 試行, 歩行を 15試行行った. この際 3 枚のフォースプレートを用意し 1 歩

参考文献(1) Wernig A et al. Laufband therapy based on 'rules of spinal
locomotion' is effective in spinal cord injured persons. Eur J
Neurosci, 7(4), 823-829, 1995
(2) Komi PV et al, Optic fibre as a ransducer of tendomuscularforces. Eur J Appl Physio, 72(3), 278-280, 1996
(3) Haxton HA et al, Absolute muscle force in the ankle flexors
of man, J Physiol, 103, 267-273, 1944

― 532 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 533 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 534 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 535 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 536 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）BJAS により計測した膝関節屈伸信号の定量化
Knee Bending Signal Measured Quantitatively using a Bone-Joint Acoustic Sensor○ 長尾光雄（日本大学）

菊地 達彦（日本大学大学院）

Kim Youngho （延世大学）

見坐地 一人（日本大学）
Mitsuo NAGAO, Nihon University
Tatsuhiko KIKUCHI, Nihon University
Youngho KIM, Yonsei University
Kazuhito MISAJI, Nihon University
Abstract: Knee osteoarthritis is prone to enhance the risk of locomotive syndrome or necessary support, and is likely todegrade quality of life. For early diagnosis, development of a bone-joint acoustic sensor (BJAS sensor) is underway. This
paper proposes a procedure for quantifying signals from this sensor. The knee bending signal intensity was evaluated by the
number of signals with intensity exceeding a predetermined threshold. The threshold was determined by statistical processingof signals during a pause. The proposed method was applied to healthy knee joints, demonstrating the propriety of signal
intensity evaluation. A threshold determination procedure is proposed for the objective quantification of knee bending signals.
Key Words: Knee Joint, Sliding Surface Properties, Threshold, Standard Deviation, Wellbeing Science

Right leg standing position

2  sin1 2 1 1 cos 1 
1  20[deg]

ℓ2

θNW

θ1

θ2

θ3

ℓ1

⦿

GT
Chair

θπ

Floor
Foot link― 537 ―

Knee joint angle
θNW ,θW [deg]

ℓ2

θW

θπ

θ1

Angle
sensor

θ2

θ3

ℓ1

⦿

Foot link(a)No weight bending

Fig.1

⦿ GT

(b) Weight bending

Lateral
BJAS
Angle
sensor⦿

Greatertrochanter
Femur
Knee joint
PatellaBJASMedial
BJAS
Tibia
Foot

(c) Sensors position

Geometric link model and sensor of knee joint.
(4)All bend(3)Single bend(1)Extension(3)Single bend(1)Extension(2)Flexion

Ext.

Pause

Pause

S
SD
Avg.

Flex.

Event
TH

Time t [s]PauseTime t [s]Event N [count]

Joint

Femoral link

Tibial link

Femoral link

NW  W   3   2  1 2 Power spectrum level
S [dBV]

2. 発信の定量化
2.1 考え方（1）発信とは；膝関節摺動面の軟骨では，内外因等の何らかの要因因子によって，変性 (8)から摩耗に進展することで摺動抵抗が増大する．摺動時には，これの大きさに応じた
メカニカルな発信が起きていると仮定した．摩耗が進めば軟骨の消失から下骨の露出 (9)による摩耗に進行するため，
摺動抵抗や摺動形態も進展していると考える．このような摺動面の状況に応じた，または負荷に応じたメカニカルな発信が起きていると推定 (7)する．
（2）必要性；発信には摺動抵抗の大きさや摺動面の形態が進展するため，この過程にはそれぞれの段階における特定因子が存在しており，これらを特定する発信情報が分かれば，相互の関係性から膝 OA 病期分類の診断に活かせる．
（3）屈伸運動；屈伸の繰返しは，Fig.1(a)のような負荷を与えない座位の姿勢で行う自動屈伸，(b)の負荷を与える座位から立位になる姿勢の荷重屈伸である．それぞれの屈伸角

度は，θNW と θW となる．
（4）対象とする屈伸；休止時間は，摺動面の相対的な運動が停止しているため，メカニカルな発信は存在しないものと考え，定量化の対象は屈伸時間の信号である．
2.2 計測としきい値（1）信号の計測；Fig.1(c)に示す膝関節に付けた BJAS から繰返し屈伸運動の時系列信号，これと同期させたジャイロ式角度計より屈伸角度と屈伸運動を計測した．
（2）屈伸の判定；休止，伸展，および屈曲信号の判別は，
Fig.2 の上部に示したように同期した角度の変化から求めた．
（3）信号処理；Fig.2 下段に示すパワースペクトラムレベ
ルが屈伸させた際の STFT 処理したタイムトレンド表示させた信号強度の例である．これの休止信号を「排除」またTibial link

1. 緒論
加齢や高齢化に伴いバランス能力の低下 (1)は避けられな
いため，やがて運動機能や QOL の低下を招き，要支援のリ
スクも高まる (2)．その中で膝 OA は進行性疾患であるため早期からの診療は，運動機能や QOL の維持や改善につながるため，アクティブエイジング社会 (3)にも貢献すると考えている．そこで，中高齢者のアクティブライフを目指した膝 OA 計測診断システム構築の研究を進めている (4)．膝OA 膝の病期分類の中には，膝関節摺動面の損傷度合 (5)があり，これがメカニカルな発信強度と相関していると仮定す
れば，これの信号情報から膝関節摺動面の損傷度合が推定できると考えている．これまで，骨関節音響センサ（BoneJoint Acoustic Sensor；以降 BJAS）(6)によるメカニカルな発信の同定が可能なのか，人工的な凹凸表面で確認している(7)．これを診断するためには，発信情報から特定因子を明らかにする定量的な表現が必要である．本報では，繰返し
屈伸した膝関節からの時系列信号を定量化する方法について提案する．これを適用した健常膝関節と膝 OA 膝関節の事例からもその有効性は確認でき，損傷度合いと相関の可能性が示唆された．以下には，提案内容等について報告す
る．

Fig.2 Digitization of the knee bending with the pause region
as the threshold; ex, event count of knee extension.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4. 屈伸運動としきい値の与え方
4.1 計測事例
提案した方法の有効性を検証するために計測対象とした被験者は，継続的な運動歴がない 23 歳の男性である．計測においては，実験の趣旨，個人情報等の扱いについて説明し同意を得て実施した．結果の一例を Table 1 の ΔTH と ΔNの欄に示す．ここでは，Fig.1 に示す BJAS を左膝関節の膝蓋骨に付けて荷重屈伸を 3 回繰返した運動により得た信号である．ΔTH は，（4）の③に示す「THs ; Standard dBV」を基準値として，各①～③の条件に沿った TH の Avg.を求めて，これらと THs の差を示し，Avg.と最大最小のばらつきの差の平均も「±」で示した．正の ΔTH では TH が THs より高値に設定され，負の場合は反対に低値に設定されていることを表す．（1）～（3）の基準となる Ns 値は，THs として求めた N 値であり，それぞれの Ns 値は Fig.3 の下段*④に該当する N 値であり，Table 1 欄外下の 23，25，および 48 であった．また，ΔN は THs の基準値を超えた信号 Sの N 値から Avg.を求めて，これと Ns 値との差を表している．N 値の Avg.と最大最小のばらつきの差の平均も「±」で示した．正の ΔN では Ns 値より高値であり，負の場合は反Movement
postureBending
operation(1)Extension(2)Flexion
Sitting –standing(Weight
bending)(3)Single
bend(4) All bend

How to giveTH

ΔTH=TH-THs
Avg. [dBV]

EventsΔN=N-Ns
Avg. [count]①Seen
intensity

0.03±0.20- 0.3±15.5 *1②Entirestop range

0.17±0.15- 3.7± 8.0 *1③Stablerange- 0.57±0.25

16.3±13.5 *1*④All bend

0.00±0.00

0.0±11.5 *1①Seen
intensity

0.03±0.45

6.3±15.5 *2②Entirestop range- 0.03±0.45

7.3±17.5 *2③Stablerange- 0.47±0.20

20.3±18.0 *2*④All bend

0.00±0.00

0.0± 4.0 *2①Seen
intensity

0.13±0.35- 2.0±51.0 *3②Entirestop range- 0.30±0.25- 4.3±48.0 *3③Stablerange

0.07±0.05

18.7±72.5 *3*④All bend

0.00±0.00

0.0±51.0 *3*①Seenintensity

0.30-11.3 *3*②Entirestop range

0.40-13.0 *3

③Stablerange

0.00 (THs)

0.0 *3

THs was unified by the value of ③ in (4), and the average is 3 bends.
* ; ④Apply “③Stable range” in (4)*1; Extension.
Event Avg. Ns=23 [count]*2; Flexion.
Event Avg. Ns=25 [count]*3; Single bent. Event Avg. Ns=48 [count]①Seen intensity③Stable range②Entire stop range＊④All bend
66
0.30 0.40
0.17
0.13 0.07
0.03
0.03
0.00
0.00
0.00
0.00
44
-0.03

0

-0.30

-0.47

-0.57
22

20.3

16.3
0.0

7.3
6.3

18.7
-1.0

0.0

-0.3
-3.7

0.0
-2.0
-4.3

0.0
-11.3

0.0
-1.5

-13.0
-2.0

67

65

15

0.0
-0.5

-22

40

0.5

Threshold difference ΔTH [dBV]

3. しきい値と定量化の検討
Table1 に示すように，繰返し屈伸運動からも 4 つの運動に分類し，休止信号から与える TH は 4 つの方法とした．
これらの組合せから，定量化する最適な TH の与え方，および繰返し屈伸運動を検討した．以下にはこれらの内容を示した．
3.1 周波数
STFT した信号を対象としているため解析した周波数は，0～20 kHz で実施した．この他に，特定の周波数を限定する POA もある．
3.2 しきい値と屈伸運動の分類
Table 1 において，繰返し屈伸運動の休止時間から，（1）伸展，（2）屈曲，（3）1 回の屈伸，および（4）はす
べての屈伸とした 4 分類である．さらに，TH の与え方
は，①の見た目の感覚量，②の休止時間全体の信号からAvg.と SD を求めた，③の休止の中でも大きな信号を除いた安定した信号から Avg.と SD を求めた，および＊ ④は（4）の③で与えた TH で実施した場合である．（1）から（4）の分類については Fig.2 の上段にも示してある．
TH を与えた例は Table 1 にある屈伸状態（1）の中の②で説明する．Fig.2 より，対象は角度の変化から上段にある（1）の伸展時間となり，休止は伸展角度 Ext.の前後に網掛けし
た Pause の信号である．この信号から Avg.と SD を求め，
TH は α=3 として TH=Avg.+αSD で算出し，これを赤色の太い実線，Avg.は桃色の太い破線で表す．Event 数（以下，N値）は右縦軸になり，TH を超えた信号 S の数を時間軸で積算し，これを黒色の太い実線で表している．対象とする時
間範囲が異なる Table 1 の（2）から（4）の場合もこれと同じ方法で TH を与え，N 値を求めている．

Table 1 Example of quantification (Subject: 23 years old, male,weight-flexion, analysis of BJAS signal from left knee patella).

Event difference
Event N [count] vent difference
ΔN [count]
ΔN [count]は「しきい値」とする．ここでは，しきい値による方法を選択した．
（4）しきい値 TH（threshold；以降 TH）；TH とは屈伸信号
強度から休止信号強度を排除するために与える「しきい」とする信号強度のことである．その方法は，休止時間の平均値（以降，Avg.）とその標準偏差（以降，SD）の統計処
理から，次のように定めた．TH≧Avg.+αSD，α は SD の係数で，α≧2～3 の範囲を採り通常は 3 を用いる．

39
23

19

23

31

46

45
32

44

48

48 48

37
35

25

(1)Extension (2)Flexion(3)Single
bend(4) All bend-

Classification of bending and stretching motion

Fig.3 Example of quantification by bending and stretching
operation.

対に低値を表している．これらの関係を Fig.3 に示す．

― 538 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）― 539 ―

600

(3)①NW(4)③NW
η;NW

500

Event Avg. N [count]

400
300

-0.04

0

-0.11

2

72
27

81
28

0

-0.25 -0.33
95
68

126

-2
-4

102

75
5 10

6

Medial tibia

Patella

6
4

0.20

200
100

6.50

(3)①W
(4)③W
η;W

Rate of change η [-]て比較した．
Fig.4 には，(a)が健常膝の「（3）①」と「（4）③」を示し，(b)は同じく治療前膝 OA 膝の結果を示す．横軸は左から脛
骨上端内側，膝蓋骨，および脛骨上端外側の順である．左
縦軸に N 値を示し，図中には N 値の Avg.に加えて最大最小
も棒状記号 I で載せた．右縦軸には，（4）に示す③の N 値に対する（3）に示す①の N 値の増減率を「η ={((3)①)/((4)③)}-1」として表示した．正の値は「（4）③」の基準 N 値
より増加し，負の値では減少している．まず，健常膝の部
位ごとの N 値の大小を比較すると，概ね「膝蓋骨＞内側＞
外側」，姿勢では「荷重屈伸 W＞自動屈伸 NW」である．内側と膝蓋骨の η は-0.04～ -0.33 のように過少評価しているが，外側は 0.20 と 6.50 のように過大な評価になっている．
次に，治療前の膝 OA 膝の部位ごとの N 値の大小を比較す
ると，概ね「膝蓋骨＞外側＞内側」，姿勢では「W＞NW」
である．η の正負については，内側 W の 0.03 を除き-0.06～ -0.46 のように過少評価した傾向が伺える．3 回屈伸した最大最小のばらつきも概ね「（4）③」で統一した TH の方が小さい．この 2 例から分かることは，提案した TH の算出と「（4）③」の方法は妥当と考える．
（4）の③で得た両者の N 値から考察を加える．内側を除いて，膝蓋骨と外側の大小は「膝 OA 膝 KOA＞健常膝
Health」であり，膝蓋骨の NW の比較では 2.1 倍（=259/126），
W でも 4.8 倍（=490/102），外側の NW では 33.8 倍（=169/5），
W でも 40.1 倍（=401/10）となる．膝 OA 膝の被験者において荷重屈伸した際の N 値からは，膝蓋骨と外側の摺動部
位から強いメカニカルな発信を引き起こす要因となる因子が存在している．これについては，「2.1 考え方」で推定している．

Lateral tibia-6-8(3)①NW(4)③NW
η;OA-NW

2

0.03

800
600

(3)①W
(4)③W
η;OA-W

-0.46

0
-0.44

-0.06

-0.36 -0.10
490

460
400

361
259

200
36
0

80

144
67 78

401

169
108

-2
-4

Rate of change η [-](a) Health; in the case of (3)① and (4)③

Event Avg. N [count]

横軸は膝関節の屈伸運動の（1）～（4），右左の縦軸は上段が ΔTH，中段は ΔN，下段は N 値の Avg.，および①～ ＊ ④
は TH を与えた方法，これらの数値も表記した．基準とした＊④の値は， ΔTH とΔN では「0.00」と「0.0」となる．
改めて ＊ ④について説明する．すべての繰返し屈伸の休止
時間において，安定した信号の SD を対象としたことで，すべての屈伸に与えた TH 値は一つに統一され THs となる．
これにより，（1）～（3）の①～③，および（4）の①～②
では，対象項目ごとに TH が変わらないため（1）～（4）の N 値からは客観的な相互関係の考察が可能になる．
4.2 すべての屈伸試行した Table 1 と Fig.3 の中から，妥当なしきい値の与え方と屈伸運動との関係について考察する．一部を除き
ΔTH が正では ΔN は減少，これに対して負では ΔN は増加している．①の見た目では ΔTH が 0.03～0.30，ΔN は 6.3～
-11.3 となった．この①は他の②～④と比べて信号の取捨に個人差が入り易いため，TH の決め方には一貫した方法は望めない．②では大きな信号の分布状況に応じた SD の大小と Avg.が変化するため，TH も定まらず ΔTH は -0.30～
0.40，ΔN は 7.3～-13.0 となり N 値も少ない．③は大きな信号を外した安定した低値分布の SD と Avg.のため，②の TH
よりも低値となる．ΔTH は -0.57～0.07，ΔN は 20.3～13.6となり N 値も高い．④はすべての屈伸で統一した TH で与えるため，個別ごとに定めた①～③とは異なり，（1）～（4）の数値には相互関係の差異が客観的に評価できる．一例として（2）屈曲の N 値で比較する．
（4）③の N 値が 25 に対して，①は 31，②は 32，および③は 45 のように N 値が 2倍程度異なる．統一した TH であれば（3）の 1 屈伸の N 値
が 48（=23+25）のように，（1）の伸展の N 値 23 と（2）の屈曲の N 値 25 を加えた N 値となるため，N 値相互間の優劣判定が可能になる．
この事例から客観的で妥当な TH を与える方法は，（4）の③である．その理由は，すべての屈伸の中で膝関節が可
動しない「休止時間」の信号は，安定した時系列信号と考えられる．これらを対象とした統計処理から Avg.と SD を求めて，TH を超えた信号は，膝関節運動により摺動面から発信した N 値と捉えることができるため，N 値の大きさは摺動面の損傷度合いを客観化した信号と見なせる．すなわ
ち，「TH≧Avg.+αSD」，α=3.0 を提案する．
4.3 しきい値の検討事例（健常膝と膝 OA 膝）
先に提案したしきい値の与え方と屈伸運動の事例を示し，
これら提案の妥当性を考察する．対象とした内容を次に示
す．
（1）被験者情報
1）健常膝；前出と同じ被験者，2）の被験者と併せて計測した．
2）膝 OA 膝；84 歳，男性，無職，通院歴 4 年， 3～6 週間
隔で左膝関節外側からヒアルロン酸関節内注射 (10) による治療，痛みは弱い．治療前は関節内注射 2 日前，治療後は関節内注射 1 週間後の計測である．
（2）同意の有無；被験者には，目的，意義，個人情報の取り扱い等を説明し，同意を得て計測している．
（3）屈伸運動と BJAS 等の設置部位；屈伸の繰返し数は 3
回，姿勢は Fig.1(a)に示す NW の自動屈伸と Fig.1(b)に示す
W の荷重屈伸の 2 種類，BJAS は Fig.1(c)に示す膝脛骨上端の内外側と膝蓋骨の 3 箇所に設置し角度計も付けた．
（4）しきい値の選定；ここでは，Table1 に示す「（3）①」の屈伸信号を「見た目」の TH で N 値を求め，これに対して提案した「（4）③」の統一した TH を与えて N 値を求め

-6
-8

-10
Medial tibia
PatellaLateral tibia(b)Knee OA; in the case of (3)① and (4)③Fig.4 Threshold setting and application; eg, Healthy knee andKnee OA knee, Left knee joint.

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4.4 しきい値適用の事例（膝 OA 膝）
膝 OA 膝の治療前と治療後の N 値を比較し，先に提案した TH の与え方と屈伸運動の妥当性を考察する．対象とした被験者情報は，前出の膝 OA 膝罹患者であり，同意の有無，およびセンサ位置は 4.3 項と同じである．なお，TH の選定は「（4）③」で示した統一した TH を与えて，N 値を算出した．
Fig.5 には，一例として左膝関節の治療前と治療後の N 値を示す．治療前は Fig.4(b)の N 値である．横軸の部位は左から順に脛骨上端内側，膝蓋骨，および脛骨上端外側である．左縦軸に N 値は左縦軸で示し，図中には 3 回屈伸した
N 値の Avg.に加えて最大最小も棒状記号 I で載せた．右縦軸には，治療後の N 値が治療前の N 値に対して増減したかを N 値の増減率「η ={治療後 After/治療前 Before}-1」として表示した．正の値は治療後に N 値が増加し，負の値では治療後に N 値が減少している．治療前後の N 値の大小を比較すると，概ね「治療前 Before＞治療後 After」となり，部
位ごとでは治療前に比べて治療後の N 値に大差はなく，姿勢の違いによる N 値では治療前と同じく「W＞NW」の関係であった．内側の W では，η =0.99 となり，治療後の N
値は約 2 倍の増加となるが，NW では η = -0.69 となり N 値は減少して約 1/3 であった．膝蓋骨は -0.71 と -0.65 とな
り内側の NW と同じ約 1/3 であった．外側も同じく NW もW も N 値は減少し約１/2 であった．
膝 OA 膝の治療前後の N 値と増減率 η から考察を加える．治療後の膝蓋骨の N 値は両姿勢において，治療前に比べて減少度合いが大きく，外側の N 値でも同様な傾向である．治療後の 3 部位間の N 値には大きな差はなく，ヒアルロン酸関節内注射後の N 値は減少していた．4.3 項の終わりでも述べたが，膝蓋骨と外側の摺動部位からは発信する強いメカニカルな因子が存在し，これがすべり摩擦抵抗であって，これを抑制する成分 (11) が作用していたと考える．
この種の因子が膝 OA 膝の発症要因に関わっているとすれ
ば，Fig.4 に示す（4）の③の健常膝と膝 OA 膝との関係性，
および Fig.5 示す膝 OA 膝の治療前後の関係性から，N 値
による判別の可能性が示唆された．

0.99

Event Avg. N [count]

800
600

0
-0.71 -0.65 -0.49

-0.69

490

400
155
200
67
0

Before treat.(4)③W
After treat.(4)③W
η;OA-W
2

78
21

Medial tibia

259

-0.56

401

171

-4
177

169

-2

75

87

PatellaLateral tibia

Rate of change η;OA [-]Before treat.(4)③NW
After treat.(4)③NW
η;OA-NW

な信号診断解析方法の開発を進めている．これまでに得られた結果の要約を以下に述べる．
（1）膝関節が繰返し屈伸した時系列信号の定量化には「しきい値」を提案した．しきい値は「TH≧Avg.+αSD」で与える．Avg.はすべての屈伸における休止時間の安定した信号から求めた平均値，SD はその標準偏差，普通は α=3とする．これで，すべての繰返し屈伸運動に対して統一された TH が与えられる．これの対象は STFT 処理した信号である．
（2）この提案の信頼性と妥当性を次の内容で検証した．対象の屈伸運動は，繰返された屈伸運動から伸展，屈曲，
1 回ごとの屈伸，およびすべての屈伸とした 4 分類，これに TH の与え方は休止時間の信号を対象とした，見た
目，すべての信号，大きな信号を除く，および継続的に安定した信号の 4 分類で実施した．対象の被験者は健常
膝と膝 OA 膝である．その結果から，屈伸運動の対象は繰返されたすべての屈伸，休止信号の対象は継続的に安定した信号であった．
（3）提案した定量化の方法は，摺動面の表面性状に起因したメカニカルな発信を客観的に数値化できるため，その強弱は数値に変換可能である．
（4）この他に，発信の中には特定な周波数で強弱の分布も確認しており，これの定量化も併せて提案したい．
謝辞
本研究は，科学研究費助成事業「課題番号 25350541」と「課題番号 17K01585」の支援を受けて進められている．ここに記して謝意を表する．
参考文献(1) Zasadzka E., et.al., Assessment of the risk of falling with the useof timed up and go test in the elderly with lower extremity
osteoarthritis, Clinical Interventions in Aging, Vol.10, 2015,
pp.1289-1298.
(2) Cacciatore F., et.al., Long-term mortality in frail elderly
subjects with osteoarthritis, Rheumatology (Oxford), Vol.53 (2),2014, pp.293-299.
(3) 厚生科学審議会地域保健健康増進栄養部会, 次期国民健康づくり運動プラン策定専門委員会「健康日本21（第2次）の推進に関する参考資料, ③高齢者の健康, 2012, pp.75-83．
(4) 長尾, 特許No.5754689号, 2015, (WO2011/096419, 2011).
(5) Thomas H., et.al., Aging and Osteoarthritis: An Inevitable
Encounter?, Journal of Aging Research, Vol.2012, 2012,
ID950192.
(6) Nagao M., et.al., Frequency response in bone joint acoustic
sensor development, Tech. & H., C., Vol.6 (23), 2015, pp.715-

727.

-6
-8
-10

Fig.5 Example of quantification by threshold ; magnitude of
the number of events before and after treatment of the knee
OA knee, case of left knee joint.

5. 結言
被検者の膝関節に付けた BJAS 等のセンサと膝関節の屈伸運動から，膝 OA 膝の病期分類を可能にするために必要(7) 長 尾 , 他 2, 膝 関 節 発 信 の 推 定 に 関 す る 研 究 , LIFE2016,2016.9, pp.600-603.
(8) Goldring SR., Alterations in periarticular bone and cross talkbetween subchondral bone and articular cartilage in osteoarthritis,
Ther Adv Musculoskelet Dis, Vol.4 (4), 2012, pp.249–258.
(9) SunitaSuri, et.al., Osteochondral alterations in osteoarthritis,
Bone; Vo.51 (2), 2012, pp.204-211.
(10) Fakhari A., Applications and Emerging Trends of Hyaluronic
Acid in Tissue Engineering, as a Dermal Filler, and in
Osteoarthritis Treatment, Acta Biomater, Vlo.9 (7), 2013,
pp.7081–7092.
(11) Ayhan E., ei.al., Intraarticular injections (corticosteroid,
hyaluronic acid, platelet rich plasma) for the knee osteoarthritis,
World J Orthop., Vol.5 (3), 2014, pp.351-361.

― 540 ―

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）母指によるスマートフォン操作特性に関する研究-基礎動作解析からの検討栗原修平†
三田 隆広††
小山 裕徳†
川澄 正史††† 東京電機大学大学院未来科学研究科情報メディア学専攻††東京電機大学大学院先端科学技術研究科情報通信メディア工学専攻

1

はじめに
近年，スマートフォンなどのタッチパネル操作を必要とする端末の利用が増加している[1]．これ
らの端末の利用者のうち約 50%が片手で端末操作を行っている．また，片手操作の約 70%が母指での操作であることが報告されている[2]．母指によるスマートフォン操作は複数の指を使用する
キーボード操作に比べ，負担が母指に偏る．そのため，片手操作者は母指の屈曲，伸展の繰り返しにより，腱が肥厚し，腱鞘と摩擦が生じることで炎症を起こす腱鞘炎を発症するリスクが高いと考えられる．特に母指側の腱鞘に発症する腱鞘炎
はド・ケルバン病（狭窄性腱鞘炎）と呼ばれ患者数が増加している[3]．腱鞘炎は，健常な生活や仕事の妨げとなるため，次世代のスマートフォンは
片手操作中に母指に負荷をかけないことが要件となることが考えられる．
母指負荷の検討をするためにはスマートフォ
ン操作の特性を検討する必要があると考えられるが，そのような研究はまだ少ないのが現状である．また，次世代のスマートフォン UI の操作性を向上させるためにも操作特性の解析は必要であると考える．そこで本研究では，母指スマートフォン操作時の基礎動作の解析から操作特性を明らかにすることを目的とした．

ケーションを開発した．開発したアプリケーショ
ンは操作時の始点と終点の変位を cm 単位に換算
し，その変位から操作を継続していた時間を除算した操作速度を計算する機能を持つ．
4 スワイプ動作の特性解析実験
4.1 被験者
被験者は健常な 20 代男性 6 名とした．いずれの被験者も右利きである．
4.2 使用端末
実験は端末サイズの違いによる差異を考慮するため，高さ 146×幅 72×厚さ 6.9mm の端末 A（ Xperia ™ Z4 ）と 高 さ 127mm× 幅 65mm× 厚 さ8.6mm の端末 B（Xperia™ Z3 Compact）を使用した．
4.3 実験タスク
被験者に右手で端末を持たせ，上下左右 4 方向のスワイプを座位姿勢で 50 回行わせ，それぞれの操作速度，母指の移動変位を計測した．
左右 2 方向の計測に関しては，操作画面の切り換わりがない画面 1（図 1.a）とスワイプ時に画面がカットインする画面 2（図 1.b）の 2 パターンの画面において同様の計測を行った．表 1 に今回行った実験タスクを示す．実験時は被験者に，なるべく自然に操作を行うように指示をした．

2

方法
スマートフォン操作は主に「タップ」
，
「フリッ
ク」
，
「スワイプ」，「ピンチイン」，「ピンチアウト」の 5 つの基礎動作から構成され，それぞれの動作の組み合わせにより複雑な操作を可能としている．そのため，スマートフォン操作の特性を解析するためには，操作を動作ごとに分解し，それぞれの動作解析をする必要があると考えられる．これらの動作のうち，特にスワイプ動作は片手ス
マートフォン操作において，画面遷移や各種機能の調整など多くの場面で行われる．また，母指の関節動作を多く伴う動作であることから，その行動的特徴の解析により，母指に負荷をかけにくい
次世代のスマートフォンの開発に貢献することが期待できる．そこで本研究ではスマートフォン
操作で行われる基礎動作のうちスワイプに着目し，その動作解析を試みた．
スワイプの解析は操作時の母指の始点と終点から変位，速度を算出して行う． 本研究ではすべて右手母指を対象として実験を行った．
3

計測体系
本研究では，Android OS で動作する計測アプリ― 541 ―(a) 画面 1(b) 画面 2

図 1 実験操作画面
表 1 実験タスク

操作方向
上
下
左
右

端末
画面
試行回数
AおよびB
1
50
AおよびB
1
50
AおよびB 1および2
50
AおよびB 1および2
50

LIFE 2017 2017 年 9 月 15 日〜 17 日 東京（ お茶の水女子大学 ）4

結果
図 2，図 3 に操作方向ごとの被験者平均速度および変位を示す．
図 2 から端末 A での上スワイプ速度が 27.3±
7.0[cm/s]で最も速く，左スワイプが速度 21.1±
4.4[cm/s]で最も遅くなる傾向が確認された．また，
図 3 から操作変位は下スワイプ時に最も大きくなり，左右方向には小さくなる傾向が見られた．端
末間においては，上下の操作速度は端末 A>端末
B であるが左右の操作速度は端末 B>端末 A となる差異が確認された．
図 4，図 5 に端末別の操作画面ごとの被験者平均速度および平均変位を示す．図 4 から端末 A，
B どちらにおいても画面 2 操作時の左右スワイプ
速度が速くなる傾向が確認された．また，図 5 から,操作変位に関してはどちらの画面操作においても比較的差異が少ないことが確認された．

速度[cm/s]

40

端末 A

30

端末 B

20
10
0

6

上

下
左
操作方向

右

端末 A

端末 B

おわりに
本研究では，母指に負荷をかけにくい次世代のスマートフォン開発に貢献するため，片手ス
マートフォン操作時の母指操作特性を明らかにすること目的とした．本稿ではスマートフォンの基礎動作の 1 つであるスワイプ動作に着目し，スワイプ時の速度，変位の計測から母指によるス
マートフォン操作特性について検討を試みた．今
回は操作方向，端末サイズなど条件の異なるスワ
イプ時の速度，変位を計測することで，スマートフォン操作時の母指操作特性の検討を行った．結果，各条件ごとの特性があることが示唆された．
今後は被験者のデータ数を増やし，比較検討をすることで母指操作特性を検討していく必要があると考える．

変位[cm]

4
2

上

下
左
操作方向

右

図 3. 操作方向と被験者平均変位
画面 1

画面 1

画面 2
速度[cm/s]

速度[cm/s]

30
20
10
0

左

右

画面 2

30
20
10
0

左

端末A

端末B

右

図 4. 操作画面と被験者平均速度（端末別）
画面 1

画面 2

4
2
0

6

変位[cm]

変位[cm]

6

左

右

端末A

画面 1

画面 2

左

右

4
2
0

考察
図 2 に示した結果からスワイプ動作は上下方向に速度が速くなる傾向が確認された．上下方向のスワイプは母指を構成する関節のうち，主に CM関節が関与していると考えられる．CM 関節は撓側方向に 60°，掌側方向に 90°可動するため，母指を大きく動作させることを可能にしている．対して左右方向のスワイプは上下方向のスワイプと比べて，CM 関節の関与が少ないと考えられる．
そのため，上下方向のスワイプ速度，変位が大きくなる傾向を示したと考えられる．また，端末間において，端末 A は上下方向に速度が速くなるのに対し，端末 B は左右方向に速度が速くなる傾向が見られた．この差異は，端末サイズと被験者の手のサイズが関係していることが考えられ，今後は被験者の手のサイズに関して考慮が必要であることが示唆された．
図 4 から画面 1 と比べて，画面 2 で計測されたスワイプ速度が速くなる傾向が確認された．このことから，被験者が無意識に画面のカットインの速度にスワイプ速度を合わせた可能性が考えられる．今後は上下方向に関しても比較を行い，同様の結果が得られるか確認する必要があると考えられる．
6

図 2. 操作方向と被験者平均速度

0

5

端末B

図 5. 操作画面と被験者平均変位（端末別）

参考文献[1] 総務省，総務省｜平成 28 年版 情報通信白書｜インターネットの普及状況， available from<htt
p://www.soumu.go.jp/johotsusintokei/whitepaper/ja/h28/html/nc252110.html>，(accessed 2017-52)．
[2] How Do Users Really Hold Mobile Devices?
: UXmatters，available from<http://www.uxm
atters.com/mt/archives/2013/02/how-do-users-really-hold-mobile-devices.php?> ，(accessed 2016
-6-16)．
[3] ドケルバン病（狭窄性腱鞘炎）とは：朝日新聞
デジタル，available from<http://www.asahi.com/articles/ASJ4165DNJ41UBQU00R.html>，(accessed 2016-6-16)．

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協賛学会
計測自動制御学会
産業技術連携推進会議 医療福祉技術分科会
精密工学会
電子情報通信学会
日本 IFToMM 会議
日本義肢装具学会
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日本生体医工学会
日本生体磁気学会
日本設計工学会
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人間生活工学研究センター
バイオメカニズム学会
臨床歩行分析研究会
電気学会― 543 ―

運営委員会
第 33 回ライフサポート学会大会

大会長

太田 裕治（ お茶の水女子大学 ）第 17 回日本生活支援工学会大会

大会長

山下 和洋（ 株式会社ヤマシタコーポレーション ）日本機械学会福祉工学シンポジウム 2017

大会長田川 泰敬（ 東京農工大学 ）実行委員長

中嶋 香奈子（ 国立研究開発法人 産業技術総合研究所 ）実行委員

安在 絵美（ お茶の水女子大学 ）楠田 佳緒（ 東京女子医科大学 ）プログラム委員長

山内 康司（ 東洋大学 ）プログラム委員

荒船 龍彦（ 東京電機大学 ）井上 剛伸（ 国立障害者リハビリテーションセンター）
植野 彰規（ 東京電機大学 ）王 碩玉（ 高知工科大学 ）大西 謙吾（ 東京電機大学 ）加藤 綾子（ 埼玉医科大学 ）川澄 正史（ 東京電機大学 ）桑名 健太（ 東京電機大学 ）齊藤 浩一（ 東京工業高等専門学校 ）柴 建次（ 東京理科大学 ）手嶋 教之（ 立命館大学 ）苗村 潔（ 東京工科大学 ）中山 剛（ 国立障害者リハビリテーションセンター）
福長 一義（ 杏林大学 ）本間 敬子（ 国立研究開発法人 産業技術総合研究所 ）松田 康弘（ 神奈川工科大学 ）山本 紳一郎（ 芝浦工業大学 ）吉光 喜太郎（ 株式会社 日立製作所 ）学生会会長

山本 和輝（ 東京理科大学、修士 2 年 ）― 544 ―

LIFE 2017 講演要旨集
発行日：2017 年 9 月 5 日

編集・発行：LIFE 2017 実行委員会
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