計測自動制御学会剰ヒ支那 第176同研究塑舎（199乱7．2∠l）
寅料番号176．11

力のフィードバックを用いた歩行補助の評価
占用山血β′王吋血止山g爪け亡eFビβ亜口正和壇椚脚「仇JJ闇〃什射山元gO奥島孝−＼斉藤勝彦●，宮脇和人書一，顔見武裕＝，中山 渾−，大日方五郎†○凡血鋸伽山∫J加圧■．助止血鮎助fJロ■J血ヱ血叫榊口上iい一花厄山地JM血●lI一血〃油川正叩仰†，C口和伽血拍†．

1秋田大学大学院．I●秋田県工業技術センター，…鶴岡高諷 一秋田大学●Grd血腫∫亡人相り丘地肌加「軸11亜血什中仙「ロり′血∫什ねJ肋ビ即亡ムJ血山鳩
加r 血他山朋J亡口批gビ吋花cJ汀把血即一服山肌加′巾竃I●キーワード：歩行補助装置山．T∫血fJビ鮎おr），床半力（F加「鮎d山口〃拘r亡d，関節モーメント（血出〃ロ〝ほ扉），消費エネルギ（血どWC川北叩亡加〕

連絡先：〒010−850コ 秋田市手形学園町ト1秋田犬苧工学資源学部損械工学科大日方研究宝
奥島孝「㌧「柁1．：（D18）8日9−2734，Fax，〔Ol邑〕日37−0405，E−maiL＝kou＠uws53．akita−u．aC．jp

1．はじめに日本は世界に類を見ないスピードで高齢化が進んでいる（l）．

た．また．その駆動は20DⅣのβCモータ，操舵は100肘のβ亡
サーボモータにより駆動され 最大移動速度は健常人の平均速

これに伴い，身体機能の衰えつつある高齢者の介護が大きな社

度の舶m肋である，支持酢は使用者の下肢への負荷軽軌歩行会問題となってきており．介護棲器の開発が求められている．

中の安定性維持のために使用者の腋の下に位置している．また，

巽掛＝介護を要する日常生活活軌として，移軌 人格，排泄支持部の持ち上げ許容荷重は約銅短で，上下ストロークはなどが挙げられる．特に移動動作は生活の基本となる動作であ600／門椚である．センサ部は使用者と接触する支持部のり，擾先して支援すべきある．しかし．移動支援に電動車椅子下部に6軸力覚センサを備えている．の安易な使用は，身体を任用しないために筋力を低下させてしf隠2に装置の制御系の概要を示す・6軸力覚センサの力情報蓋う危険性がある．そこで何もかも埴械が代わってくれるのでを用し1て．計算された各モータへの指令信号は．β朗ボードを介しはなく，訓練すればより使えるようになる残存機能をうまく使て出力され，モータドライバを介Lて各モータへ入力される．そLて，わせ．足りない部分だけを横根が補助する考え方が重要である

各ロータリーエンコーダの計測値はカウンターボードによりカウントと報告されているr2ト川される．電磁ブレーキのスイッチングや．各リミットスイッチの入出力

この観点から，既存の移動支援棲器（杖．歩行器〕は力学的な補助により移動動作を実現しているが，どのような補助が歩はパラレル入用カボードを介して行う，6軸力覚センサの力情熱は，直接β∫Pボードへと送られる．

行〔関節や筋肉など）にどういった効果があるのかという情報

2．2 測定装置が知られていない．これを明らかにすることにより，健常者の測定装置として赤外線カメラの画像より標点（反射「L−カ）の歩行データを基本として，高齢者が不屈している機能を適切に空間座標を計測する画像処理装置仙川〃J抑）及び床面に加わ補うことが実現できる可相生がある．しかし．生体運動亮の様々る力を湘定する床反力計（jてお土血「見2ぎβ戸b汀e月如e）を用なファクター（関節自由度の多さ¶冗長な筋の配置・柔軟性・いた．

個人差など）によりモデルに基づく解析法が困難であるため．
実験的手法との連携によって解明される必要がある▼

そこで本報告は，アクチュエータと6軸力覚センサを組み込んだ歩行補助装眉を使用して その歩行動作を計測し，運動学デp夕を用いたモデル計算より．補助と歩行の関係を調べたものである．

2．尭験装置
2．1歩行補助装道
極目ニ獅子捕助装置の概要を示す■本装置は蛇軌粗末持部・センサ部より偶成される．騨軌部は歩行補助のために，駆動・操舵を膿ねた車輪が1輪．補助4輪の2自由度の機構で構成しFf．F一丁ノh∫也rルピ凡｝上把J

3．モデリング3．1剛体リンクモデル
使用する剛体リンクモデルはJ破Jに示すような2次元の4リンクモデルである洲．単純化のために以下のような仮定を設ける．
1．歩行に伴う身体各部の運動は過行方向を含む垂直面内で起こり．体の回転も無視できる．
2．各リンクは剛体リンクで表せる．
3．各関節は1軸の回転関節とする．
4，各リンクの重心は関節間軸上・に位置する．
5．上体は上肢を含め適当な集中した質量として扱える．

甑昭I

モデルには一床反九装置の補助九星力の3つの外力が作用．：♭∩．P′1「F仇■呈ニ〝ご。「

Lているものとし．並進と回転の運動方程式より．客間節に作用する荷重及びモーメントのつり合いを考える．そLて得られた関係＝二≡牒占垣t：＝＝≡ヨE

f豆・2血止血汗加乱兄畑胱頃匝加式より，各関節が発生している関節モーメントを求める．
肘♂＝一丁且＋F（γユーロ〕十（トⅧ沃）仇一γ．）十〃（〟一石）
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瓜：足関節

上：膝関節

九：股関節

∫二補助力

1：足部

2：下腿郎

3：大腿部

4：上体J鞄．封鞄中風両止血拍血血／ニⅩ軸方向関節間力 〃：Y軸方向関節間力
F：Ⅹ軸方向床反力〃：Y軸方向床反カ

ユ：リンク重心および関節のⅩ方向変位①・柑血中几

⑦ 古丘乱打肌て．

γ：リンク重心および関節のY方向変位③ ∫g椚加一山＿m：リンク質量g：星力加速度〟：関節モーメント

J：重心まわりのリンク慣性モーメント

描品田虚．

占k甲垂爪．
8：Y軸に対するリンク角度 山：床反力作用点X座標④1Ⅷ加3．2筋骨梅モデル⑤ム酷叫

下肢の関節を駆動する筋をF離のような9つの崩群に分けて⑥L 卵油伽．

モデノHヒする佃．それぞれの筋の発生する収縮力（筋張力）と⑦ ∫ロ由朋

各関節の関節モーメントとの関係式を以下に示す．

⑥ 鮨白山由比⑤J品瑚

q∑上げi／∫＝〟。
l●l

己 ‡上上．才一ヨ叫

塙甘貼血出血止仙南ている2関節覇である．各関節を駆助するた動こは筋乙4．7，鼠9l−1の単関節筋6つで十分であるが本モデルでは生体運軌系に特徴

リ ∑エ′．．J∫コ叶．

的なこれちの2関節筋が関与しているため，方程式の数よりもi−l／：折損力 ⊥：レ／トアーム長

未知数の放のほうが多くなり肪弓昆力を決定するための特別な姐

J−は偶番号で軸イの矧こ付した番号に対応する．レバーア

析法が必要になる．現在．この解析法として何ちかの基準を考ーム長とは閲節の回転中心から茄剛寸着位置麦での長さで，解え．これを最少にする最適化手法によるものが用いられている．

剖学的に求まる．各関節に関連のない飾のレバーアーム艮はゼ

本研究では次のような評価間数Zを設定し，Zを最小とするよロと考える．筋1．3．6はそれぞれ2つの関節にまたがってついうな肪張力／ を推定する最適化手法を用いる

0O
∧U
凸U

（7）

Z一蓋〔た〕（0輔mj〕

官主； 聖 岩 篭／腑．は最大筋張力を毒す…．最適化手法として非線形計画法のβビd由の方法を用いたml．

4．歩行突放実験は補助と歩行の関係について．どのような補助が適当であるか明確にされていないため．一定の補助力でけん引しその効果を調査するものとした．
制御手法のブロック繰図を鞄∫に示す．アクチュエータを駆動モータのみとし，センサは実際に被験音を支えている脇の下部分に取り付けてある6軸力覚センサとした．アクチュエータ

吾g・7Jロ血舶b椚亡れ亘瑚汀皿rg血JPへの制御入力「は目旗とする補助力「と6軸力覚センサかち
フィードバック言れた実際の・補助力γの差に定数ゲイン屯をRU∩︼乗じたもの，それに目標とする補助力rに定数ゲイン勺をかけ642O

膝関節■展開節・第玉中足骨に取り付けた．なおマーカの取り付け︹Uを変えて数パターンのデータを取った．マーカは肩関節・股関節・ハリ

実験は通常の歩行と歩行補助装置を用いた歩行を行い．補助力

官主Jミミ長一︑たフィードフォワード分の入力を加算している．

位置については．臨床歩行分析研究会亡12】に示す位置に準拠し，さらに整形外科医の方にも助言をいただいた．
被験者は成人男性（22嵐体重鮎由）で装置に体をあずけた状態
で．歩行補助装置とのコンピュータより測定開始のトリガを入力L，0．25

サンプリング周波数60Jたで実験を行った．

0．5r

8．丁5

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5．実験結果と考葉菜験結果は，捜が着床（〃C）してから爪先が離床（Tロ．〕するまでの期間のものである．鞄古は床圧力の最大値と進行方向

参考文献〔1）厚生省，僅生白菖，財団法人厚生研究会．1996（2）藤江ほか．高齢者開発歩行介助システムの開発（窮1報〕の補助力の関係である・顆J柏．pは通常歩行，柏且苗g・川は開発の背景とコンセプト 日本ロボット学会窮11匝】学術講童

歩行補助装置を用いた場合の各関節の関節モーメント，筋の哨子僻邑脚・1233−1240．1993

資エネルギを示したものである．関節モーメントの各グラフの（3）谷ほか．高齢者問罪歩行介助システムの開発（窮2報）

横軸はそれぞれの歩行時間で降して無次元化してある．また，歩行訓練システムの構想，日本ロボット学会語11回学術消演台

筋の消票エネルギのグラフに示す番引0は筋の消費エネルギの予稿免肘124卜12ヰ2．1993

合計を表す．
補助力と床反力の最大値の関係については，「股的に歩行は速度が大きいほど体重心加速度が大きく．体重心力ロ速度は床圧

甘卜谷ほか．高齢者開発歩行介助システムの開発（第4報）
歩行訓練システムの実験検討．第15回バイオメカニズム学術講演会．脚t69−1T3．199ヰ

力に反映きれるた軋 速い歩行ほど床反力のピ←ク値は大きく（5〕谷ほか．高齢者開発歩行介助システムの開発（第5報）なる．実験結果は補助力が小さくても，大書くても床反力の最歩行卦牌システムの制御手放 ロボテイクス・メカトロニクス講

大値が増大している．これは装置の補助力が適切でなく．協調演会 95講演論文集竹■0】．A），脚637−6柏1995

した歩行動作が稟現されていないために歩行動作のバランスが崩れ 床反力が増えている，
関節モ「メントについては，実験結果から古間節モーメント（6）酒井ほか，高齢者開発歩行介助システムの開発（第6乾l
歩行訓練システムの歩行面制御実観第13回日本ロボット学会

学術諦寅皇予横島伊105卜柑52．19日5が減少し，最大値をとる位置が異なっている．これは体重が下（了）小木曽ほか，排泄日立システム用移動支援実験評価装置の肢と装置に分散されることより床反力が小さくなるため，また．

機構設計．日本ロボット学会第13回学術講演会予稿集脚1037

歩行速度が低速であるので，全足底接地に近くなり踵接地から−10三瓶1g95

フットフラット 仏書）にかけての関節の動きが鈍くなるので（呂）田中臨床歩行分析セミナー第2匝歩行分析における関足関節モーメントが減少するためである．
筋の消費長については．「隈的に歩行の原動力である筋の活節モーメント一基碩と応用−テキスト 臨床歩行分析懇談会

筋．19日9動が大きいときに関節モーメントが大きくなり，結果として床（9）山風 2足歩行の結合解析モデルとシミュレーション，バ圧力が大きくなる．ゆえに，筋の消費量が大きくなる．実験結イオメカニズム3．脚2丘1−2弛バイオメカニズム学会編．

果は床反力が小さいにもかかわらず筋の消費エネルギが増加し1975ている．これは効率的な歩行が可能な健常者を被験者としたの（10）江原．合同セミナ岬第4回前の力学モデルと筋張力推で．装置により歩行勤作が拘束されるために筋の消費エネルギ

定テキスト．日本バイオメカニクス学会編．1994

が増加した．歩行の原動力である筋6と筋7の消費エネルギは（川水谷．人間歩行のモデル化と軌作解析．秋田大学鉱山学増加したが，その筋の括勤を神助する覇2の消費エネルギは減少した．これは．装置により筋2が補助されたと言える．

部平成八年度修士論丈1997（ユ2）臨床歩行分析研究会 関節モーメントによる歩行分析
医歯薬出版株式会社l開7

6．おわりに
本研究では力覚センサの情報を用いてカブイードパックを行謝辞

うことにより．けん引力一定で歩行を補助することができることを本肝究において．実験に御協力いただいた秋田県工業技術セン確認Lた．また．その歩行補助（床圧力・関節モーメント・前の消ターの方々，また，医学的見地から貴重な闇助宮をいただいた．

費エネルギ〕にどのような効果を与えるかを調べた．

秋田大学医学部整形夕峠斗の島田洋一一先生．加賀谷斉先生，堤

その結果，膣常者の歩行を基本に，本装置を用いることにより不足している機能の莞見や不足している機能を適切に柄助することができる可醒性があることがわかった．

神海先生を始めとする方々に深く感謝の恵を表します．