JP6229969B2 - 歩行訓練支援装置、歩行訓練支援システムおよびプログラム - Google Patents

Description

本発明は、歩行訓練支援装置、歩行訓練支援システムおよびプログラムに係り、より詳しくは、歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いた歩行訓練を支援する歩行訓練支援装置、歩行訓練支援システムおよびプログラムに関する。

従来、麻痺患者の歩行訓練は、理学療法士、作業療法士、医師等によって患者の脚部を歩行時と同様に動くよう、足を持ち上げ、動かして行う。その作業は、複数人の人手を用いて行う場合が多く、非常に煩雑であり、国内年間１３０万人存在するといわれている片麻痺患者のみでもマンパワーが到底足りないのが現状である。また、患者にとっては、入院の日数制限のため、現在の最長期間である１８０日まで入院し、リハビリテーションを行ったとしても、必ずしも目標の回復レベルまで到達できるとは限らない。

このような状況を改善するために適用することのできる技術として、特許文献１には、装着者の筋電から装着者の動作を検出し、装着者の股関節、膝関節の動きを補助する歩行補助装置が開示されている。

また、本発明者らによる特許文献２〜特許文献３には、装着者の下肢部分を当該装着者の足裏から持ち上げることで当該装着者の下肢部分の動きを補助する歩行補助装置が開示されている。

さらに、本発明者らによる特許文献４には、動力源であるモータからの動力をフレキシブルシャフトにより膝関節、足関節に伝達することで装着者の下肢部分の動きを補助し、かつ装着者の下肢部分の動きをもとに上記モータの回転角およびトルクを制御することで、装着者に、より自然な歩行動作をもたらす歩行補助装置が開示されている。

特開２００６−２０４４２６号公報 特許第４６３５１３５号公報 特開２００８−２２０６３５号公報 特開２００９−２１３６７１号公報

ところで、歩行訓練を効果的に行うためには、歩行補助装置により、単に関節等の動きを補助することだけではなく、本来、理学療法士、作業療法士、医師等が行っている、歩くためにはどのような動作を行うことが正しいのかを、訓練者の運動レベルに応じて適切に教示することが重要である。そして、そのためには、患者の運動レベルを的確に知る必要がある。

これに対し、上記特許文献１〜特許文献４に開示されている技術では、理学療法士等による労力を大幅に軽減することはできるものの、患者の運動レベルを特定するには、訓練者自身や理学療法士、作業療法士、医師等の感覚的なものに頼らざるを得ず、また、再現性があり、ばらつきなく客観的に判断することが難しいため、当該運動レベルを必ずしも的確に判断することができるとは限らず、必ずしも効果的な歩行訓練を行うことができるとは限らない、という問題点があった。

なお、この問題点は、麻痺患者に限らず、高齢者が歩行訓練を行う場合にも当てはまることである。

本発明は上記問題点を解決するためになされたものであり、より効果的な歩行訓練を行うことができる歩行訓練支援装置、歩行訓練支援システムおよびプログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の歩行訓練支援装置は、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出する検出手段と、前記検出手段によって検出された物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定する判定手段と、前記判定手段により判定された運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行する実行手段と、を備え、前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置から何れか１つを選択的に提示する処理を実行する。

本発明の歩行訓練支援装置によれば、検出手段により、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置が用いられて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量が検出される。

ここで、本発明では、判定手段により、前記検出手段によって検出された物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルが判定され、実行手段により、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理が実行される。

このように、本発明の歩行訓練支援装置によれば、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出し、検出した物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定し、判定した運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行しているので、訓練者の運動レベルを的確に判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる。
また、本発明は、前記実行手段が、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置から何れか１つを選択的に提示する処理を実行している。これにより、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

なお、本発明は、前記物理量が、前記訓練者による歩行訓練の前記補助動作に対する追従性を示す物理量であるものとしてもよい。これにより、より的確に運動レベルを判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる。

また、本発明は、前記実行手段が、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた前記パラメータの前記歩行補助装置への設定を行う処理を実行してもよい。これにより、上記パラメータの設定を、人手を介して行う場合に比較して、より簡易に歩行補助装置の設定を行うことができる。

特に、本発明は、前記実行手段が、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルが予め定められた目標レベルに達した場合、前記歩行補助装置に設定するパラメータを前記目標レベルに応じて予め定められた種類のパラメータに変更する処理を実行してもよい。これにより、訓練者の運動レベルの如何にかかわらず、歩行補助装置に設定するパラメータの種類を固定とする場合に比較して、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

また、本発明は、前記実行手段が、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた訓練法を提示する処理を実行してもよい。これにより、訓練者自身が自身の訓練法を把握することができる結果、理学療法士等による労力を、より軽減することができると共に、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

また、本発明は、前記実行手段が、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた訓練メニューを作成する処理を実行してもよい。これにより、訓練者が、その後の歩行訓練のスケジュールを把握することができる結果、より利便性を向上させることができる。

さらに、本発明は、前記運動レベルが、前記訓練者の麻痺のレベルであるものとしてもよい。これにより、訓練者の麻痺のレベルに応じた効果的な歩行訓練を行うことができる。

一方、上記目的を達成するために、本発明の歩行訓練支援システムは、本発明の歩行訓練支援装置と、前記歩行訓練支援装置によって前記パラメータが設定される歩行補助装置と、を有している。

従って、本発明の歩行訓練支援システムによれば、本発明の歩行訓練支援装置を備えているので、当該歩行訓練支援装置と同様に、訓練者の運動レベルを的確に判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる。

さらに、上記目的を達成するために、本発明のプログラムは、コンピュータを、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出する検出手段と、前記検出手段によって検出された物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定する判定手段と、前記判定手段により判定された運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行する実行手段と、として機能させるためのものであって、前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置から何れか１つを選択的に提示する処理を実行するものである。

従って、本発明のプログラムによれば、コンピュータに対して本発明の歩行訓練支援装置と同様に作用させることができるので、当該歩行訓練支援装置と同様に、訓練者の運動レベルを的確に判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる。

本発明によれば、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出し、検出した物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定し、判定した運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行しているので、訓練者の運動レベルを的確に判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる、という効果が得られる。

実施の形態に係る歩行訓練支援システムの全体構成を示す模式図である。 実施の形態に係る歩行訓練支援装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る非拘束型の歩行補助装置の一例の構成を示す斜視図である。 図３に示した歩行補助装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る密着型の歩行補助装置の一例の構成を示す側面図および正面図である。 実施の形態に係る密着型の歩行補助装置の中敷きの構成を示す底面図である。 図５に示した歩行補助装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る密着型の歩行補助装置の一例の構成を示す側面図である。 図８に示した歩行補助装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る非拘束型の歩行補助装置の制御の説明に供する図であり、脚部のモデル化したリンク機構の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る非拘束型の歩行補助装置の制御の説明に供する図であり、足裏支持板上の基準点の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る非拘束型の歩行補助装置の制御の説明に供する図であり、基準点の目標軌道の一例を示す側面図である。 実施の形態に係る非拘束型および密着型の歩行補助装置の制御の説明に供する図であり、感圧センサの出力電圧の組み合わせから装着者の歩行位相を判断することの説明に供する側面図である。 実施の形態に係る歩行訓練支援装置の機能的な構成を示す機能ブロック図である。 実施の形態に係る歩行訓練支援装置に備えられた二次記憶部の主な記憶内容を示す模式図である。 ブルンストローム・ステージの推移に伴う筋トーヌスの変化の一例を示すグラフである。 実施の形態に係る訓練メニュー基礎情報データベースの構成を示す模式図である。 実施の形態に係る患者情報データベースの構成を示す模式図である。 実施の形態に係る訓練メニューの構成を示す模式図である。 実施の形態に係る歩行訓練支援プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 実施の形態に係る初期画面の構成を示す正面図である。 実施の形態に係る情報提示画面の構成を示す正面図である。

以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。なお、ここでは、本発明を、片麻痺および対麻痺の症状を有する患者（以下、「訓練者」ともいう。）の歩行訓練を支援する歩行訓練支援システムに適用した場合の形態例について説明する。

まず、図１を参照して、本発明が適用された歩行訓練支援システム１０の構成を説明する。

図１に示すように、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０は、当該システム１０の中心的な役割を担う歩行訓練支援装置２０と、訓練者が歩行訓練を行う際に装着する歩行補助装置３０と、を有している。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０は、運動機能を失った範囲（一側性（片麻痺）、両側性（対麻痺））や、訓練者の麻痺のレベル（以下、「麻痺レベル」という。）に応じた複数種類のものが予め用意されており、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０では、後述する非拘束型の歩行補助装置３０Ａ（図３も参照。）、密着型で膝関節および足関節の補助を行うことのできる歩行補助装置３０Ｂ（図５も参照。）、および密着型で足関節のみの補助を行うことのできる歩行補助装置３０Ｃ（図８も参照。）の３種類のものが予め用意されている。なお、以下では、各歩行補助装置３０Ａ〜３０Ｃを特に区別することなく記載する場合は、「歩行補助装置３０」と表記する。

詳細は後述するが、本実施の形態に係る歩行訓練支援装置２０および歩行補助装置３０は、後述する制御情報、実測情報等の各種情報の授受を通信にて相互に行う機能を有している。なお、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０では、この歩行訓練支援装置２０と歩行補助装置３０との間の通信を無線通信にて行う場合について説明するが、これに限らず、有線通信にて行う形態としてもよい。

次に、図２を参照して、歩行訓練支援システム１０において特に重要な役割を有する歩行訓練支援装置２０の電気系の要部構成を説明する。

同図に示すように、本実施の形態に係る歩行訓練支援装置２０は、システムバスＢＵＳに接続され、当該歩行訓練支援装置２０全体の動作を司るＣＰＵ（Central Processing Unit、中央処理装置）２０Ａが備えられている。

システムバスＢＵＳには、ＣＰＵ２０Ａによる各種プログラムの実行時のワークエリア等として用いられるＲＡＭ（Random Access Memory）２０Ｂおよび各種制御プログラムや各種パラメータ等が予め記憶されたＲＯＭ（Read Only Memory）２０Ｃが接続されている。また、システムバスＢＵＳには、各種情報を記憶するために用いられる記憶手段としての二次記憶部（ここでは、ハードディスク装置）２０Ｄと、各種情報を入力するために用いられるキーボード２０Ｅと、が接続されている。さらに、システムバスＢＵＳには、各種情報を表示するために用いられるディスプレイ２０Ｆと、歩行補助装置３０等の外部装置との間での無線通信動作を制御する無線通信部２０Ｈと、が接続されている。

従って、ＣＰＵ２０Ａは、ＲＡＭ２０Ｂ、ＲＯＭ２０Ｃ、および二次記憶部２０Ｄに対するアクセス、キーボード２０Ｅを介した各種入力情報の取得、およびディスプレイ２０Ｆに対する各種情報の表示を各々行うことができる。また、ＣＰＵ２０Ａは、無線通信部２０Ｈを介した外部装置との間の各種情報の授受を行うことができる。なお、図示は省略するが、本実施の形態に係る歩行訓練支援装置２０には、キーボード２０Ｅ以外に、マウス、タッチパット、タッチディスプレイ等の他の入力装置が備えられている。

次に、本実施の形態に係る歩行補助装置３０の構成について説明する。

まず、図３を参照して、本実施の形態に係る非拘束型の歩行補助装置３０Ａの構成を説明する。

図３に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａは、下半身装着部５０Ａ、上半身支持部５０Ｂ、および後述する制御ユニットＣ１（図４も参照。）を備えている。

下半身装着部５０Ａは、大腿部を含む下半身に装着されるものであり、装着者の右足の膝関節の角度を制御する駆動モータ５２Ａと、装着者の右足の足関節の角度を制御する駆動モータ５２Ｂと、装着者の左足の膝関節の角度を制御する駆動モータ５２Ｃと、装着者の左足の足関節の角度を制御する駆動モータ５２Ｄと、を備えている。なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａでは、駆動モータ５２Ａ〜５２Ｄとしてステッピング・モータを適用しているが、これに限るものではない。

また、下半身装着部５０Ａは、中心リンク５４と、中心リンク５４に連結され、装着者の膝関節を駆動する右下半身大腿部駆動機構および左下半身大腿部駆動機構と、上記右下半身大腿部駆動機構に連結され、装着者の右足関節を駆動する右下半身下腿部駆動機構と、上記左下半身大腿部駆動機構に連結され、装着者の左足関節を駆動する左下半身下腿部駆動機構と、を有する。以下に、上記右下半身大腿部駆動機構と、上記左下半身大腿部駆動機構と、上記右下半身下腿部駆動機構と、上記左下半身下腿部駆動機構と、について説明する。

右下半身大腿部駆動機構は、タイミングベルト５６と、メインギア５８と、固定リンク６０と、回転リンク６２と、並行リンク６４と、右大腿部装着リンク６６と、右膝関節リンク６８と、を有している。

タイミングベルト５６は、駆動モータ５２Ａの回転をメインギア５８へと伝達する。メインギア５８は、タイミングベルト５６とかみ合い回転する。固定リンク６０は、中心リンク５４と自身の中心部で連結し、メインギア５８の回転軸を自身の前端部にて固定している。回転リンク６２は、メインギア５８の回転軸を自身の上側の回転軸の軸中心とし、固定リンク７０の前端部との接続部分を自身の下側の回転軸の軸中心とし、メインギア５８に固定され、メインギア５８とともに回転する。並行リンク６４は、固定リンク６０の後端部に設けられた軸を上側の回転軸とし、固定リンク７０の中心部との接続部分を自身の下側の回転軸の軸中心とし、自身と固定リンク６０と回転リンク６２と固定リンク７０とからなる形状を平行四辺形状に維持しながら回転する。右大腿部装着リンク６６は、中心リンク５４と全方向継手により連結し、右膝関節リンク６８の左側端部と全方向継手により連結している。右膝関節リンク６８は、自身の右側端部にて固定リンク７０の後端部と連結し、自身の左側端部にて右下腿部装着リンク７２および右大腿部装着リンク６６と全方向継手により連結している。

駆動モータ５２Ａの回転に伴い、タイミングベルト５６が駆動し、メインギア５８が回転する。メインギア５８の回転に伴い、回転リンク６２が回転する。回転リンク６２の回転に伴い、固定リンク６０と回転リンク６２と固定リンク７０と並行リンク６４とからなる形状が平行四辺形状を維持しながら、上記各リンクが動く。固定リンク７０の動きに伴い、右膝関節リンク６８も一緒に動く。右膝関節リンク６８の動きに伴い、中心リンク５４との連結部分を中心に右大腿部装着リンク６６が回転運動をする。ここでは、回転リンク６２と、並行リンク６４と、右大腿部装着リンク６６と、は常にほぼ平行を保ったまま動く。

一方、右下半身下腿部駆動機構は、タイミングベルト７４と、メインギア７６と、固定リンク７０と、回転リンク７８と、並行リンク８０と、右下腿部装着リンク７２と、右足裏支持板８２と、を含んで構成される。

タイミングベルト７４は、駆動モータ５２Ｂの回転をメインギア７６へと伝達する。メインギア７６は、タイミングベルト７４とかみ合い回転する。固定リンク７０は、自身の前端部に回転リンク６２の下側回転軸および並行リンク８０の上側回転軸を有し、自身の中心部に並行リンク６４の下側回転軸および回転リンク７８の上側回転軸を有し、自身の後端部にて右膝関節リンク６８と連結している。また、固定リンク７０の中心部に位置する回転リンク７８の上側回転軸はメインギア７６の回転軸と連結しており、メインギア７６の回転とともに、回転リンク７８は回転軸を軸中心として回転可能である。また、回転リンク７８は右足裏支持板８２の右辺後端部と全方向継手により連結されており、当該全方向継手を中心に回転可能である。同様に、並行リンク８０は右足裏支持板８２の右辺中央端部と全方向継手により連結されており、当該全方向継手を中心に回転可能である。右下腿部装着リンク７２は、自身の上端部にて右膝関節リンク６８の左側端部と、自身の下端部にて右足裏支持板８２の左辺後端部と、それぞれ全方向継手により連結されている。

駆動モータ５２Ｂの回転に伴い、タイミングベルト７４が駆動し、メインギア７６が回転する。メインギア７６の回転に伴い、回転リンク７８が回転する。回転リンク７８の回転に伴い、回転リンク７８と右足裏支持板８２と固定リンク７０と並行リンク８０とからなる形状が平行四辺形状を維持しながら、各リンクおよび右足裏支持板８２が動く。右足裏支持板８２の動きに伴い、右膝関節リンク６８との連結部分を中心に右下腿部装着リンク７２が回転運動をする。ここでは、回転リンク７８と、並行リンク８０と、右下腿部装着リンク７２と、は常にほぼ平行を保ったまま動く。

なお、左下半身大腿部駆動機構の構成および駆動態様は、上述した右下半身大腿部駆動機構とほぼ同様であり、左下半身下腿部駆動機構の構成および駆動態様は、上述した右下半身下腿部駆動機構とほぼ同様であるので、ここでの説明は省略する。

一方、上半身支持部５０Ｂは、腰上部を含む上半身を支えるものであり、背負子右面板８４と、背負子左面板８６と、背負子背面板８８と、背負子各面板を固定する上半身リンク９０とを含んで構成される。背負子背面板８８は自身の裏面において弾性リンク部と金属ねじ等により固定される。この上半身支持部５０Ｂを用いる場合、装着者は自らの腰部が、背負子右面板８４と、背負子左面板８６との間に挟まるように立ち、自身の背面を背負子背面板８８に添えることで上半身支持部５０Ｂを装着する。

一方、上述した下半身装着部５０Ａと上半身支持部５０Ｂとは、自身の前後左右方向に弾性変形が可能な弾性リンク９２により弾性連結されている。この弾性リンク９２は、中心リンク５４の中心部にて金属ねじ等により固定され、背負子背面板８８の背面において金属ねじ等により固定されている。

さらに、背負子背面板８８の腰部に対応する位置には加速度センサＳ１が、右足裏支持板８２の足関節部に対応する位置には加速度センサＳ２が、左足裏支持板８３の足関節部に対応する位置には加速度センサＳ３が、各々設けられている。なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａでは、加速度センサＳ１〜Ｓ３として、６軸加速度センサを用いているが、これに限るものではない。

また、右足裏支持板８２の足先領域には感圧センサＳ４が、踵領域には感圧センサＳ５が、各々設けられている。さらに、左足裏支持板８３の足先領域には感圧センサＳ６が、踵領域には感圧センサＳ７が、各々設けられている。なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａでは、感圧センサＳ４〜Ｓ７として、厚さ０．５［ｍｍ］の感圧導電ゴム（ＰＣＲ テクニカル製）を銅箔シールで挟んだ薄型圧力センサを適用しているが、これに限るものではないことは言うまでもない。

歩行補助装置３０Ａを装着する場合、装着者は、右足裏支持板８２および左足裏支持板８３に両足をそれぞれ乗せ、右下腿部装着リンク７２および左下腿部装着リンク７３に両下腿部分をそれぞれ添え、右膝関節リンク６８および左膝関節リンク６９に膝裏をそれぞれ添え、右大腿部装着リンク６６および左大腿部装着リンク６７に両大腿部分をそれぞれ添える。

次に、図４を参照して、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａの電気的な構成について説明する。

同図に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａは、無線通信部９８および制御部９９を備えた制御ユニットＣ１を備えている。なお、無線通信部９８は、歩行訓練支援装置２０の無線通信部２０Ｈとの無線通信を行うものである。また、制御部９９は、歩行補助装置３０Ａ全体の作動の制御を行うものであり、ＣＰＵを有すると共に、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の各種記憶部を有している。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａでは、制御部９９に、加速度センサＳ１〜Ｓ３、感圧センサＳ４〜Ｓ７、および駆動モータ５２Ａ〜５２Ｄが電気的に接続されており、制御部９９は、加速度センサＳ１〜Ｓ３および感圧センサＳ４〜Ｓ７による計測値に基づいて駆動モータ５２Ａ〜５２Ｄの作動を制御する。

次に、図５を参照して、本実施の形態に係る密着型の歩行補助装置３０Ｂの構成を説明する。なお、図５では、装着者の右足に対応する歩行補助装置のみを示しているが、実際には、装着者の左右両足に対応する歩行補助装置が用意されている。

図５に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、装着者の片足に対し、装着者の膝関節の動きを補助するための動力を生成するモータ、すなわち膝関節モータ３５と、装着者の足関節の動きを補助するための動力を生成するモータ、すなわち足関節モータ３６と、の２つのモータを備えている。なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂでは、膝関節モータ３５および足関節モータ３６が装着者の背面にベルト等によって固定して設置されているが、これに限るものではない。

また、膝関節モータ３５および足関節モータ３６を駆動するための信号は、後述する制御部３１（図７も参照。）とこれらのモータとを接続する接続ケーブルにより伝達される。本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂでは、膝関節モータ３５および足関節モータ３６として、ＤＣサーボ・モータを適用しているが、ステッピング・モータやギアドモータ等、他のモータを適用してもよいことは言うまでもない。

なお、膝関節モータ３５および足関節モータ３６の各モータの駆動制御は、基本的には、自身の回転角および回転角速度が制御を受けることで行われる。したがって、上記各モータの駆動制御を行う信号は、上記回転角および回転角速度に関する情報を有する必要がある。また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂでは、膝関節モータ３５および足関節モータ３６の各々の回転軸がモータ本体から突出しており、膝関節モータ３５の回転軸はモータ側エンコーダ３７の回転軸に、足関節モータ３６の回転軸はモータ側エンコーダ３８の回転軸に、各々連結している。そして、各モータ側エンコーダ３７、３８は、膝関節モータ３５および足関節モータ３６の回転軸の回転角度および回転方向を回転角として検知する。

一方、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、膝関節モータ３５の回転軸に連結され、装着者の片足に対し、装着者の膝関節の動きを補助するための動力を伝達する膝関節フレキシブルシャフト３９と、足関節モータ３６の回転軸に連結され、装着者の足関節の動きを補助するための動力を伝達する足関節フレキシブルシャフト４０と、の２つのフレキシブルシャフトが設けられている。ここで、フレキシブルシャフトの一例としては、一本の金属線に複数層の金属線を一層ごとの金属線が互いに逆方向に螺旋を描くように巻きつけてできたインナーシャフトを、硬剛線などを管状に巻きあげたものの外面に塩化ビニルなどを皮覆してできたアウターチューブのなかに通したもの等が挙げられる。

上記各フレキシブルシャフト３９、４０は、自身の上端が各モータ３５，３６の回転軸に連結していて、各モータの回転軸の回転とともに回転する。なお、一般に、フレキシブルシャフトは、自身の一方の端部を持って回転させても、自身の他方の端部が物体に固定されていれば、上記物体からの抗力により、自身にねじれが生じてしまう。つまり、このフレキシブルシャフトの上記他方の端部が物体に固定されている場合、上記一方の端部から回転を加えても、両端部に生じる回転角は異なる。したがって、このような場合に、上記物体が固定されている方の端部に所望の回転角を与える場合には、回転する側の端部からさらに余分に力、すなわちトルクを加える必要がある。この場合のトルクＴは、Ｔ＝（θ１−θ２）×ｋで表わされる。ここで、θ１はフレキシブルシャフトの端部のうち、回転を加える側に生じた回転角、θ２はフレキシブルシャフトの端部のうち、物体に固定された側に生じた回転角、ｋはねじりばね定数である。このねじりばね定数ｋは、用いられるフレキシブルシャフトにより異なる値をとる。

また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、膝関節フレキシブルシャフト３９の下端に連結し、装着者の膝関節部分に配置されている膝関節動作補助部分４１を有すると共に、足関節フレキシブルシャフト４０の下端に連結し、装着者の足関節部分に配置されている足関節動作補助部分４２を有する。また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、装着者の大腿部と膝関節動作補助部分４１とを固定する大腿部固定リンク４３〜４５を有する。また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、膝関節動作補助部分４１と足関節動作補助部分４２とを連結する下腿部固定リンク４６〜４８を有する。下腿部固定リンク４６〜４８は膝関節動作補助部分４１の回転軸に固定され、その固定軸の回転により前後方向に駆動する。また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、足関節フレキシブルシャフト４０の下端に連結し、下腿部固定リンク４６〜４８の下端に配置されている足関節動作補助部分４２を有すると共に、装着者の足裏部分を支持する足裏支持板４９を有する。足裏支持板４９は、足関節動作補助部分４２の回転軸に固定され、その固定軸の回転により、その固定軸を軸中心として回転運動可能である。

一方、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、膝関節フレキシブルシャフト３９の下端と膝関節動作補助部分４１との連結部分に配置された膝関節エンコーダ３３と、足関節フレキシブルシャフト４０の下端と足関節動作補助部分４２との連結部分に配置された足関節エンコーダ３４と、を備えている。なお、当該連結部分と各関節エンコーダ３３、３４の回転軸は連結しており、当該連結部分の回転角度および回転方向を駆動角として検知する。

また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、装着者の歩行状態に応じて追従するため、母指球および踵の下の２箇所の圧力を計測できるよう、一例として図６に示すように、右足に対応する履物の中敷きに感圧センサＳ８および感圧センサＳ９を埋め込むと共に、左足に対応する履物の中敷きに感圧センサＳ１０および感圧センサＳ１１を埋め込む。なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂでも、感圧センサＳ８〜Ｓ１１として、厚さ０．５［ｍｍ］の感圧導電ゴム（ＰＣＲ テクニカル製）を銅箔シールで挟んだ薄型圧力センサを適用しているが、これに限るものではないことは言うまでもない。また、計測位置、計測箇所の数に関しても同様である。

次に、図７を参照して、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂの電気的な構成について説明する。

同図に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、無線通信部２９および制御部３１を備えた制御ユニットＣ２を備えている。なお、無線通信部２９は、歩行訓練支援装置２０の無線通信部２０Ｈとの無線通信を行うものである。また、制御部３１は、歩行補助装置３０Ｂ全体の作動の制御を行うものであり、ＣＰＵを有すると共に、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の各種記憶部を有している。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂでは、制御部３１に、感圧センサＳ８〜Ｓ１１が電気的に接続されると共に、各々一対の関節エンコーダ３３、３４と、モータ側エンコーダ３７、３８と、膝関節モータ３５と、足関節モータ３６と、が電気的に接続されており、制御部３１は、各感圧センサＳ８〜Ｓ１１、各関節エンコーダ３３、３４、および各モータ側エンコーダ３７、３８による計測値に基づいて、各関節モータ３５、３６の作動を制御する。

次に、図８を参照して、本実施の形態に係る密着型の歩行補助装置３０Ｃの構成を説明する。なお、図８では、装着者の右足に対応する歩行補助装置のみを示しているが、実際には、装着者の左右両足に対応する歩行補助装置が用意されている。また、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃは、上述した歩行補助装置３０Ｂとほぼ同様の構成とされているため、歩行補助装置３０Ｂと同様の構成要素には図５と同一の符号を付して、その説明を省略する。

図８に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃは、歩行補助装置３０Ｂに対して、膝関節モータ３５、モータ側エンコーダ３７、膝関節フレキシブルシャフト３９等の膝関節に関するものが備えられておらず、固定バンド３２が備えられている点が異なっている。すなわち、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、装着者の膝関節および足関節の補助を行うものとされているのに対し、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃは、足関節のみの補助を行うものとされている。

次に、図９を参照して、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃの電気的な構成について説明する。なお、同図における図７に示した歩行補助装置３０Ｂの構成と同一の構成要素については、図７と同一の符号を付する。

図９に示すように、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃは、歩行補助装置３０Ｂと同様の構成とされた制御ユニットＣ２を備えている。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃでは、制御ユニットＣ２の制御部３１に、感圧センサＳ８〜Ｓ１１が接続されると共に、各々一対の関節エンコーダ３４と、モータ側エンコーダ３８と、足関節モータ３６と、が電気的に接続されており、制御部３１は、各感圧センサＳ８〜Ｓ１１、各関節エンコーダ３４、および各モータ側エンコーダ３８による計測値に基づいて、各関節モータ３６の作動を制御する。

ここで、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃの制御法について説明する。まず、図１０〜図１３を参照して、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａの制御法について説明する。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａは、健常者の歩行時の関節角度と装着者の足の長さから生成した軌道に沿うように、右足裏支持板８２および左足裏支持板８３の位置と周期、位相を制御する足先軌道追従制御を行うことができる。以下、足先軌道追従制御について説明する。

本実施の形態に係る足先軌道追従制御では、まず、装着者の足を、一例として図１０に示すようなリンク機構としてモデル化する。次に、健常者の歩行時の各関節角度変化データと、予め計測した装着者の各関節間の長さとを用いて順運動学により母指球および踵の軌道を算出する。なお、上記健常者の歩行時の各関節角度変化データについては、文献「江原義弘、山本澄子，ボディダイナミクス入門歩き始めと歩行の分析（２００２），ｐｐ．１３６〜１６７，医歯薬出版」（以下、「文献１」という。）、「中村隆一、斎藤宏、長崎浩，基礎運動学，第６版（２００７），ｐｐ．３６２〜３６６，医師薬出版」に掲載されているもの等を適用することができる。

そして、母指球および踵の両方の最下点を各足裏支持板が追従するよう、一例として図１１に示す右足裏支持板８２および左足裏支持板８３の上の基準点を設け、基準点の目標軌道を、一例として図１２に示すように生成し、軌道上に基本点を１周期中に複数点（本実施の形態では、２０点）定め、線形補間する。この際の制御間隔は一例として１［ｍｓｅｃ］毎に目標値を更新する。この目標軌道の歩幅を装着者の体感や歩行環境に応じて伸縮させる。

一方、人間には歩行比ａが存在し，歩幅をｌ［ｍ］、歩行率をｐ［ｓｔｅｐ／ｍｉｎ］とすると、ａ＝ｌ／ｐとして表すことができる。また、この値は個体変化があまりなく、一般にａ＝０．００６［ｍ／ｓｔｅｐ／ｍｉｎ］といわれている。さらに、歩行率は年齢によらずあまり変化しないが、加齢に伴い歩幅が縮小することにより、歩行比が低下する方向に変化することがわかっている。なお、上記歩行比については、文献「長崎浩，からだの自由と不自由−身体運動学の展望，中公新書１３７９，（１９９７），ｐｐ．１６６〜１６９，中央公論社」、「河内まき子、横山一也、山下樹里、横井孝志、小木元、吉岡松太郎、渥美浩章、堀田明裕，設計のための人体寸法データ集，Ｎｏ．２−１（１９９４），生命工学工業技術研究所」等に記載されている。

この歩行比を利用し、歩行補助装置３０Ａを装着したときの歩幅を随時計測し、上述した歩幅の最大時に予め設定された歩行周期（本実施の形態では、健常者の歩行周期を１とした場合の歩行周期）になるよう、すなわち、歩き始めや歩き終わりは歩幅が小さいため、歩行補助装置３０Ａはゆっくりと動作するが、歩き出して歩幅が大きくなるに伴い、歩行補助装置３０Ａは早く動作し、歩行周期が小さくなるように制御する。なお、上記健常者の歩行周期としては、上記文献１に基づいて算出した、１．０８［ｓ／ｓｔｅｐ］を適用することができる。

また、装着者の歩行状態に応じて追従するため、母指球および踵の下の２箇所を計測できるよう、一例として図３に示したように、感圧センサＳ４〜Ｓ７を右足裏支持板８２および左足裏支持板８３に設け、一例として図１３に示すように、各感圧センサの出力電圧の組み合わせから装着者の歩行位相を判断する。特に、遊脚期への移行判断は慎重に行い、遊脚に移行したい足の踵が浮いたことを判断するだけでなく、片足立脚する方への重心移動を確認した後に目標値を切り替え、安全性を考慮する。

なお、以上の足先軌道追従制御については、文献「Eiichirou Tanaka, Tadaaki Ikehara, Hirokazu Yusa, Yusuke Sato, Tomohiro Sakurai, Shozo Saegusa, Kazuhisa Ito, Louis Yuge, "Walking-Assistance Apparatus as a Next-Generation Vehicle and Movable Neuro-Rehabilitation Training Appliance", Journal of Robotics and Mechatronics, Vol.24 No.5, (2012), pp. 851-865」や、「田中英一郎、池原忠明、佐藤友亮、遊佐広和、伊藤和寿、三枝省三、中川慧、青景遵之、弓削類，“脚部非固定式歩行補助機の開発と筋電による補助効果の検討”，日本機械学会論文集Ｃ編，Ｖｏｌ．７７，Ｎｏ．７７５，（２０１１），ｐｐ．１１１９〜１１３２」等に詳細に記載されているため、これ以上の説明は省略する。

ところで、以上の足先軌道追従制御のような目標とする軌道がある場合、その目標に沿った平地等の歩行補助には有効であるが、屋外で使用することを考えると、様々な歩行環境に応じた適切な補助力の算出が重要である。

そこで、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａは、上記足先軌道追従制御の他に、関節トルク制御も行うことができる。

本実施の形態に係る関節トルク制御は、装着者の股関節を基準とし、その相対速度として足先加速度を得るため、上述したように歩行補助装置３０Ａの腰部、両足首の関節部に加速度センサＳ１〜Ｓ３を設ける一方、健常者の足先の目標軌道から算出した足先加速度をテンプレートとして用い、事前に算出した各関節のトルクに追従するように、各加速度センサＳ１〜Ｓ３によって得られる加速度を利用して各関節の動きを制御する。

なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａでは、関節トルク制御として、以上のような足先加速度のテンプレートを用いるものを採用しているが、これに限らない。

例えば、加速度センサＳ１〜Ｓ３によってリアルタイムで得られる加速度の計測データを用いて、動力学の方程式により各関節を制御する形態としてもよい。すなわち、上述した足先加速度のテンプレートを用いる形態では、或る程度の歩行速度が出てきている場合に、足先軌道追従制御よりも柔軟性があり、かつそのタイミングで動作する、といったことの教示を装着者に行うことができ、有効である。さらに、或る程度歩けるようになった患者向けには、上述したような、リアルタイムの加速度の計測データを用いる制御を行えば、装着者の歩きたいように動いているその動作の筋力補助（パワーアシスト）を行うことができる。なお、このように、リアルタイムの加速度計測データを用いる場合の動力学の方程式については、文献「鈴木雄大、田中英一郎、池原忠明、桜井智広、六本木将太、弓削類，“高齢者・患者用歩行補助機の開発〜脚先加速度を利用した歩行順応型トルク制御〜”，日本機械学会２０１２年度年次大会講演論文集，Ｓ１１６０２４，ＤＶＤ−ＲＯＭ，（２０１２）」等に記載されている。

さらに、以上の足先加速度のテンプレートを用いる制御と、リアルタイムの加速度計測データを用いる制御とを組み合わせて適用する形態としてもよい。

なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ａは、足先軌道追従制御および関節トルク制御の何れか１つの制御を選択的に実行することができる。

次に、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂの制御法について説明する。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂの最大の特長は、フレキシブルシャフトを用いて負荷トルクを計測できることである。これを用いて、足関節の先端位置および膝関節の角度と、各関節のトルクと、の両方を制御するハイブリッド制御を行う。このように、角度制御にトルク制御を加えることにより、片足立脚時などの目標角度に達していても力を出す必要がある場合に補助が可能となる。また、角度制御のみでは難しかった歩行時に発生する関節モーメントの強弱が再現でき、より自然に近い歩行が可能となる。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂのハイブリッド制御では、まず、歩行位相に応じた目標角度との偏差に比例した電流値を決定する。さらに、モータ側エンコーダ３７、３８と関節エンコーダ３３、３４の各々の角度から角度差を算出し、フレキシブルシャフトのねじり剛性を乗じて各関節にかかる負荷トルクを算出し、歩行位相に応じた目標トルクとの偏差に比例した電流値を決定する。その２つの目標値は、健常者が歩行するために必要な角度およびトルクであり、この比率を調整して電流値を決定し、各モータ３５、３６を駆動させることとする。

上記歩行位相の取得方法としては、一例として文献「赤澤康史、中川昭夫、松原裕幸、中村俊哉、野村毅、田中正夫，メカトロニクスを導入した短下肢装具の開発研究，平成１５年度兵庫県立福祉のまちづくり工学研究所報告集，（２００３），ｐｐ．１９９〜２０２」等に記載されている従来の装置のように、筋電を用いると計測波形の個人差による誤差や取りやすい位置が異なり、素人には取り扱いが難しく、筋力の低下している装着者等では筋電波形が取りにくい。そこで、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、一例として図６に示したように、母指球および踵の部分に感圧センサＳ８〜Ｓ１１を埋め込んだ中敷きを足裏に敷き、一例として図１３に示したように、各感圧センサによって得られる電圧の変化から歩行位相を判別する。これにより、筋力が低下して筋電波形が取りにくい装着者にも対応することができるようになる。

本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｂは、このハイブリッド制御において、上記比率を設定することにより、上記角度制御と上記トルク制御との比重を設定できるものとして構成されている。すなわち、本実施の形態に係るハイブリッド制御では、［角度制御：トルク制御］として、［７：３］、［８：２］といった設定を行うことができる。なお、本実施の形態に係るハイブリッド制御では、［角度制御：トルク制御］として、［１０：０］とすることもできるが、この場合は、角度制御のみを行うことになる。また、本実施の形態に係るハイブリッド制御も、上述した歩行周期が設定可能とされており、予め設定された歩行周期に追従するように、当該ハイブリッド制御が行われる。

なお、以上のハイブリッド制御については、文献「池原忠明、田中英一郎、永村和照、牛田卓朗、小島翔、田宮高信、池条清隆、青景遵之、中川慧、弓削類，“フレキシブルシャフトのねじりばね効果を用いた脚部密着型歩行補助機の開発”，日本機械学会論文集Ｃ編，Ｖｏｌ．７７，Ｎｏ．７７５，（２０１１），ｐｐ．６９８〜７１１」等に詳細に記載されているため、これ以上の説明は省略する。

一方、本実施の形態に係る歩行補助装置３０Ｃの制御法は、歩行補助装置３０Ｂの制御法とほぼ同様であるが、歩行補助装置３０Ｂが、膝関節および足関節の双方を対象として制御を行うのに対し、歩行補助装置３０Ｃでは、足関節のみを対象として制御を行う点のみが異なっている。

なお、本実施の形態に係る歩行補助装置３０では、足先軌道追従制御、関節トルク制御およびハイブリッド制御の何れの制御も各モータに対するＰＩＤ制御により実現するものとされている。

一方、図１４には、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０の機能的な構成を示す機能ブロック図が示されている。同図に示すように、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０は、検出部２０Ａ１と、判定部２０Ａ２と、実行部２０Ａ３と、を備えている。

本実施の形態に係る検出部２０Ａ１は、訓練者（患者）が装着した状態で歩行補助装置３０を用いて、当該訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出する。ここで、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０では、上記物理量として、訓練者による歩行訓練の歩行補助装置３０による補助動作に対する追従性を示す物理量を適用しているが、これに限らず、訓練者による歩行訓練時における歩行補助装置３０の動きの量を示す情報等といった他の歩行状態を示す物理量を適用してもよい。

一方、本実施の形態に係る判定部２０Ａ２は、検出部２０Ａ１によって検出された物理量に基づいて、訓練者の麻痺レベルを判定し、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、判定部２０Ａ２により判定されたレベルに応じて、歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行する。

なお、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、上記予め定められた処理として、判定部２０Ａ２によって判定されたレベルに応じた各種パラメータの歩行補助装置３０への設定を行う処理を実行する。また、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、上記予め定められた処理として、判定部２０Ａ２によって判定されたレベルが予め定められた目標レベルに達した場合、歩行補助装置３０に設定するパラメータを上記目標レベルに応じて予め定められた種類のパラメータに変更する処理を実行する。

また、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、上記予め定められた処理として、判定部２０Ａ２によって判定されたレベルに応じた訓練法をディスプレイ２０Ｆにより提示する処理を実行する。また、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、上記予め定められた処理として、判定部２０Ａ２によって判定されたレベルに応じた訓練メニューを作成して二次記憶部２０Ｄに記憶する処理を実行する。さらに、本実施の形態に係る実行部２０Ａ３は、上記予め定められた処理として、判定部２０Ａ２によって判定されたレベルに応じて、予め定められた複数種類（本実施の形態では、３種類）の歩行補助装置３０から何れか１つを選択的にディスプレイ２０Ｆにより提示する処理を実行する。

一方、図１５には、本実施の形態に係る歩行訓練支援装置２０に備えられた二次記憶部２０Ｄの主な記憶内容が模式的に示されている。

同図に示すように、二次記憶部２０Ｄには、各種データベースを記憶するためのデータベース領域ＤＢと、各種アプリケーション・プログラム等を記憶するためのプログラム領域ＰＧと、が設けられている。また、データベース領域ＤＢには、訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１、および患者情報データベースＤＢ２が含まれる。以下、各データベースの構成について詳細に説明する。

運動麻痺の評価は、一般に、ブルンストローム・ステージ（Brunnstrom's Stage）と呼ばれる評価法で行われている。この評価法では、麻痺の程度を、以下に示すステージ１からステージ６までの６段階で評価する。
ステージ１：随意運動なし（弛緩）
ステージ２：共同運動またはその要素の最初の出現期（痙性発現）
ステージ３：共同運動またはその要素を随意的に起こしうる（痙性著明）
ステージ４：基本的共同運動から逸脱した運動（痙性やや弱まる）
ステージ５：基本的共同運動から独立した運動（痙性減少）
ステージ６：協調運動ほとんど正常（痙性最小期）
図１６には、ブルンストローム・ステージにおける各ステージの推移に伴う筋トーヌスの変化の一例が示されている。

図１６に示すように、歩行訓練によって麻痺レベルがステージ１からステージ２に移行した段階では、筋トーヌスが弛緩性の領域にあるが、さらに麻痺レベルがステージ３に移行すると、適切な範囲（各関節が分離して動く範囲）を通り越して痙性の領域に移行する。その後、ステージ４に移行した後は、適切な範囲に納まることとなる。従って、効果的に歩行訓練を行うためには、患者の麻痺レベルを的確に把握し、把握したレベルに応じた歩行訓練を実施することが重要である。

本実施の形態に係る訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１は、このように、各麻痺レベルに応じた歩行訓練を行うために用意されたデータベースであり、一例として図１７に模式的に示すように、ステージ、期間配分、および訓練プログラムの各情報が記憶されるように構成されている。また、上記訓練プログラムには、補助装置タイプ、使用器具、プログラム、および訓練頻度上限の各情報が含まれている。

なお、上記ステージは、上述したブルンストローム・ステージにおける各ステージを示す情報であり、上記期間配分は、歩行訓練を実施する際の各ステージ間の期間配分の割合を示す情報である。図１７に示す例では、ステージ１、ステージ２、ステージ３、ステージ４、ステージ５、ステージ６の各々の期間の配分を、３：２：２：２：２：２とすることが示されている。

また、上記補助装置タイプは、対応するステージに含まれる麻痺レベルの患者に対して使用させる歩行補助装置３０のタイプを示す情報であり、本実施の形態では、上述した歩行補助装置３０Ａに相当する「非拘束型」、歩行補助装置３０Ｂに相当する「密着型（膝関節＋足関節）」、歩行補助装置３０Ｃに相当する「密着型（足関節）」の３タイプの歩行補助装置３０が適用されている。

また、上記使用器具は、対応するステージに含まれる麻痺レベルの患者に対して使用させる器具を示す情報であり、本実施の形態では、「３次元ハーネス」および「平行棒」の２種類の器具が適用されている。

また、上記プログラムは、対応するステージに含まれる麻痺レベルの患者が装着する歩行補助装置３０において適用する制御法、および当該制御において適用するパラメータを示す情報であり、本実施の形態では、上記制御法として上述した「足先軌道追従制御」、「関節トルク制御」、および「ハイブリッド制御」の３種類の制御法が適用されており、上記パラメータとして、「脚部重量補償」および上述した「歩行周期」の２種類が適用されている。

ここで、上記脚部重量補償は、対応するステージに含まれる麻痺レベルの患者の脚部に対する重量の免荷の程度を示す情報であり、歩行補助装置３０において各モータをＰＩＤ制御する際のＰ（比例制御）における制御量を調整することにより実現することができる。

また、上記訓練頻度上限は、対応するステージの患者が、対応する補助装置タイプの歩行補助装置３０を用いて歩行訓練を行う場合の頻度の上限を示す情報であり、本実施の形態では、１週間のうち、何日まで歩行訓練を行ってよいかを示す情報、および１日当たりの歩行訓練の実施時間の上限値を示す情報により構成されている。

一方、本実施の形態に係る患者情報データベースＤＢ２は、一例として図１８に模式的に示すように、患者ＩＤ（Identification）、訓練開始日、目標訓練期間、麻痺レベル、および訓練メニューの各情報が記憶されるように構成されている。

なお、上記患者ＩＤは、対応する患者を特定するために、歩行訓練支援システム１０における全ての患者に対して個別に割り振られた情報である。また、上記訓練開始日は、対応する患者が訓練を開始した日を示す情報であり、上記目標訓練期間は、対応する患者によって申告された、または理学療法士等によって提案された、目標とする訓練期間を示す情報である。

また、上記麻痺レベルは、対応する患者の麻痺レベルを示す情報であり、本実施の形態では、訓練開始時のレベルである「初期」と、最新のレベルである「現在」の２種類の情報からなる。さらに、上記訓練メニューは、後述する歩行訓練支援プログラム（図２０も参照。）において作成される、対応する患者専用の訓練メニューを示す情報である。

図１８に示す例では、患者ＩＤとして「１０００１」が付与された患者の訓練開始日が２０１３年５月１０日であり、当該患者の目標訓練期間が１２週間であり、当該患者の訓練開始時の麻痺レベルがステージ１で、現在の麻痺レベルがステージ３であり、訓練メニューとして訓練メニューＡが作成されて、登録されていることを示している。

図１９には、本実施の形態に係る訓練メニューの構成例が模式的に示されている。

同図に示すように、本実施の形態に係る訓練メニューは、上述した訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１の各情報（図１７も参照。）に比較して、「期間配分」がなく、「経過週」および「実施日」の各情報が含まれている点のみが異なっている。

上記経過週は、対応する患者の上記目標訓練期間を、上記訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１における期間配分で各ステージに割り振った場合の訓練開始日から経過した週を示す情報である。また、上記実施日は、対応する上記経過週の実際の暦上の期間を示す情報である。同図に示す例では、例えば、訓練開始日から７週間後である６月２８日〜７月４日の週は、ステージ４の前半に対応する訓練、すなわち、密着型（膝関節＋足関節）の歩行補助装置３０Ｂを用いて、２０％の脚部重量補償を行うと共に、歩行周期を１〜１．５の何れかとしてハイブリッド制御を行うことを示している。

なお、以上のように構成された歩行訓練支援装置２０の各構成要素（検出部２０Ａ１、判定部２０Ａ２、実行部２０Ａ３）による歩行訓練支援処理は、プログラムを実行することにより、コンピュータを利用してソフトウェア構成により実現してもよい。この場合、当該プログラムに本実施の形態に係るプログラムが含まれることになる。但し、ソフトウェア構成による実現に限られるものではなく、ハードウェア構成や、ハードウェア構成とソフトウェア構成の組み合わせによって実現してもよいことは言うまでもない。

以下では、本実施の形態に係る歩行訓練支援装置２０が、上記プログラムを実行することにより上記各構成要素による歩行訓練支援処理を実現するものとされている場合について説明する。この場合、当該プログラムを歩行訓練支援装置２０に予めインストールしておく形態や、コンピュータ読み取り可能な記録媒体に格納された状態で提供される形態、有線又は無線による通信手段を介して配信される形態等を適用してもよい。

次に、本実施の形態に係る歩行訓練支援システム１０の作用を説明する。なお、ここでは、錯綜を回避するために、訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１が既に構築されている場合について説明する。また、ここでは、患者と、理学療法士等の補助者との２名で歩行訓練を行う場合について説明する。

以下、図２０を参照して、歩行訓練支援処理を実行する際の歩行訓練支援装置２０の作用を説明する。なお、図２０は、歩行訓練支援処理の実行指示がキーボード２０Ｅ等を介して入力された際に、歩行訓練支援装置２０のＣＰＵ２０Ａによって実行される歩行訓練支援プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムは二次記憶部２０Ｄのプログラム領域ＰＧに予め記憶されている。

同図のステップ１００では、予め定められたフォーマットとされた初期画面を表示するようにディスプレイ２０Ｆを制御し、次のステップ１０２にて、所定情報の入力待ちを行う。

図２１には、上記初期画面の表示状態の一例が示されている。同図に示すように、本実施の形態に係る初期画面には、今回の歩行訓練が初回（１回目）の訓練である場合に指定する領域Ａ１と、２回目以降の訓練である場合に指定する領域Ａ２と、が表示される。また、本実施の形態に係る初期画面には、今回の歩行訓練が初回の訓練である場合における、患者の麻痺レベルを入力する領域Ａ３と、目標訓練期間を入力する領域Ａ４と、が表示される。さらに、本実施の形態に係る初期画面には、今回の歩行訓練が２回目以降の訓練である場合における、患者の患者ＩＤを入力する領域Ａ５が表示される。

図２１に示される初期画面がディスプレイ２０Ｆに表示されると、操作者（本実施の形態では、補助者）は、今回が初回の歩行訓練である場合は領域Ａ１を、マウス等を用いてポインティング指定する。また、操作者は、この際、この時点の患者の麻痺レベルを領域Ａ３に、目標訓練期間を領域Ａ４に、各々キーボード２０Ｅ、マウス等を用いて入力した後、当該初期画面の下端部近傍に表示されている終了ボタンをポインティング指定する。これに対し、操作者は、今回が２回目以降の歩行訓練である場合は領域Ａ２をポインティング指定し、患者に付与された患者ＩＤを領域Ａ５に入力した後、上記終了ボタンをポインティング指定する。上記終了ボタンがポインティング指定されると、上記ステップ１０２が肯定判定となって、ステップ１０４に移行する。

ステップ１０４では、上記初期画面での入力情報に基づいて、今回が初回の歩行訓練であるか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップ１０６に移行して、上記初期画面で入力された麻痺レベルに対応するステージの全ての情報を訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１から読み出した後、ステップ１１０に移行する。

一方、上記ステップ１０４において否定判定となった場合は、今回の歩行訓練が２回目以降の訓練であるものと見なしてステップ１０８に移行し、上記初期画面で入力された患者ＩＤに対応する全ての情報を患者情報データベースＤＢ２から読み出し、その後にステップ１１０に移行する。

ステップ１１０では、上記ステップ１０６またはステップ１０８の処理によって読み出した情報に基づいて、予め定められたフォーマットとされた情報提示画面を表示するようにディスプレイ２０Ｆを制御し、次のステップ１１２にて、所定情報の入力待ちを行う。

図２２には、上記情報提示画面の表示状態の一例が示されている。同図に示すように、本実施の形態に係る情報提示画面には、患者の麻痺レベルが表示されると共に、使用する歩行補助装置３０の種類（同図に示す例では、‘非拘束型’）、使用する器具（同図に示す例では、‘３次元ハーネス’）、および歩行訓練を行う時間の上限値である実施時間（同図に示す例では、‘３時間以内’）を示す情報が、歩行訓練の実施を促すメッセージと共に表示される。

なお、本ステップ１１０の処理が上記ステップ１０６の処理を経た後に実行される場合、上記情報提示画面の麻痺レベルは、上記初期画面上で操作者によって入力された麻痺レベルを適用して表示すると共に、使用する歩行補助装置３０の種類、器具、および実施時間の各情報は、上記ステップ１０６の処理によって訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１から読み出した「補助装置タイプ」、「使用器具」、および「訓練頻度上限」における一日の訓練の上限時間の各情報を適用して表示する。

これに対し、本ステップ１１０の処理が上記ステップ１０８の処理を経た後に実行される場合、上記情報提示画面の麻痺レベルは、上記ステップ１０８の処理によって患者情報データベースＤＢ２から読み出した情報における「麻痺レベル」の「現在」の情報を適用して表示すると共に、使用する歩行補助装置３０の種類、器具、および実施時間の各情報は、患者情報データベースＤＢ２から読み出した情報における訓練メニューの「補助装置タイプ」、「使用器具」、および「訓練頻度上限」における一日の訓練の上限時間の各情報を適用して表示する。

図２２に示される情報提示画面がディスプレイ２０Ｆに表示されると、操作者は、患者に対して当該情報提示画面で表示されている種類の歩行補助装置３０（以下、「使用対象装置」という。）の装着を指示すると共に、表示されている器具の使用を指示する。そして、操作者は、患者に使用対象装置および使用器具を指示した後、情報提示画面の下端部近傍に表示されている終了ボタンをポインティング指定する。これに応じて、上記ステップ１１２が肯定判定となってステップ１１４に移行する。

ステップ１１４では、ステップ１０６またはステップ１０８の処理によって読み出した情報に含まれるプログラムの情報（本実施の形態では、制御法、当該制御法がハイブリッド制御である場合の角度制御とトルク制御の比率、脚部重量補償の値、歩行周期の各情報（以下、「制御情報」という。））を、使用対象装置に無線通信部２０Ｈを介して送信する。これに応じて使用対象装置の制御部は、受信した制御情報を自身に備えられた記憶部に記憶する。なお、本実施の形態に係る制御情報における歩行周期は、一例として図１７に示すように、「２〜３倍」、「１．５〜２倍」といったように幅を有するものとされているが、対応するステージの歩行訓練期間における前半の期間では当該幅の最大値を適用し、後半の期間では当該幅の最小値を適用する形態や、別途操作者に当該幅の範囲内で入力させたりする形態等を適用することができる。また、図１７に示す例では、ステージ６に対応する歩行周期が、その場に応じて調整する旨の情報とされているが、この場合も操作者によって１倍を上限として入力させる形態等を適用することができる。

一方、装着する使用対象装置および使用する器具が操作者から指示されると、患者は、指示された使用対象装置を装着した後、３次元ハーネスの使用が指示された場合は図示しない３次元ハーネスを使用し、平行棒の使用が指示された場合は図示しない平行棒を使用して、歩行訓練を開始する。

そこで、次のステップ１１６では、使用対象装置に対して制御の開始を指示する指示情報を送信する。これに応じて使用対象装置は、歩行訓練支援装置２０から受信した制御情報に応じた制御を開始し、当該制御を行っている際に、制御対象とするパラメータの目標値を示す情報（以下、「目標情報」という。）、および各種センサ等によって検知された情報（以下、「実測情報」という。）の、歩行訓練支援装置２０への無線通信部を介した時系列順で、かつ連続的な送信を開始する。

具体的には、使用対象装置が歩行補助装置３０Ａであり、足先軌道追従制御を行う場合は、目標軌道を示す情報を上記目標情報とし、加速度センサＳ１〜Ｓ３および感圧センサＳ４〜Ｓ７からの出力値を示す情報を上記実測情報として歩行訓練支援装置２０に送信する。また、使用対象装置が歩行補助装置３０Ａであり、関節トルク制御を行う場合は、目標とする足先加速度を示す情報を上記目標情報とし、加速度センサＳ１〜Ｓ３からの出力値を示す情報を上記実測情報として歩行訓練支援装置２０に送信する。

一方、使用対象装置が歩行補助装置３０Ｂである場合は、目標角度および目標トルクを示す情報を上記目標情報とし、関節エンコーダ３３、３４からの出力値を上記実測情報として歩行訓練支援装置２０に送信する。さらに、使用対象装置が歩行補助装置３０Ｃである場合は、目標角度および目標トルクを示す情報を上記目標情報とし、関節エンコーダ３４からの出力値を上記実測情報として歩行訓練支援装置２０に送信する。

そこで、次のステップ１１８では、使用対象装置から送信された目標情報および実測情報を受信し、その時点の時刻を示す時刻情報に関連付けて二次記憶部２０Ｄの所定領域に記憶する。

一方、使用対象装置は、患者、補助者等によって歩行訓練を終了する旨の操作が行われると、当該歩行訓練の終了を示す終了情報を歩行訓練支援装置２０に無線通信部を介して送信する。

そこで、次のステップ１２０では、上記終了情報を受信したか否かを判定し、否定判定となった場合は上記ステップ１１８に戻る一方、肯定判定となった時点でステップ１２２に移行する。以上のステップ１１８〜ステップ１２０の繰り返し処理により、二次記憶部２０Ｄの所定領域には、使用対象装置から受信した目標情報および実測情報が時系列順に逐次記憶される。

そこで、ステップ１２２では、以上の処理によって記憶された目標情報および実測情報を二次記憶部２０Ｄから読み出し、読み出した目標情報および実測情報に基づいて、患者による歩行訓練の動作の、使用対象装置による補助動作に対する追従性を示す値（以下、「追従性情報」という。）を以下のように導出する。

すなわち、まず、時系列の実測情報に基づいて、当該実測情報によって示される値を目標情報によって示される値と同様の物理量を示す値に変換する。そして、これによって得られた値と目標情報によって示される値とのずれ量を上記追従性情報として算出する。

次のステップ１２４では、以上の処理によって得られた追従性情報に基づいて、患者の麻痺レベルが何れのステージであるのかを以下のように判定する。

すなわち、上記ステップ１２２の処理によって得られた追従性情報により示される値が予め定められた範囲内となっている場合は、上記初期画面において入力された麻痺レベルまたは上記ステップ１０８の処理によって読み出した麻痺レベル（以下、「適用麻痺レベル」という。）が患者の麻痺レベルであるものと判定する。一方、上記追従性情報により示される値が、上記範囲の上限値を超えている場合は、適用麻痺レベルよりも１段階低い麻痺レベルが患者の麻痺レベルであるものと判定する。さらに、上記追従性情報により示される値が、上記範囲の下限値を下回っている場合は、適用麻痺レベルよりも１段階高い麻痺レベルが患者の麻痺レベルであるものと判定する。なお、上記範囲は、上記追従性情報により示される値が当該範囲内である場合に、患者の麻痺レベルが適用麻痺レベルとなっていると見なすことのできる範囲として、麻痺レベルのステージ毎に、実際の使用対象装置を用いた実験や、当該使用対象装置の設計仕様等に基づくコンピュータ・シミュレーション等によって予め得られた範囲等を適用することができる。

次のステップ１２６では、患者情報を新規作成または更新するタイミングが到来したか否かを判定し、否定判定となった場合は本歩行訓練支援プログラムを終了する一方、肯定判定となった場合はステップ１２８に移行する。なお、本実施の形態に係る歩行訓練支援プログラムでは、患者情報を新規作成または更新するタイミングとして、今回が初回の歩行訓練であるタイミングと、前回更新（または新規作成）した時点から予め定められた期間（本実施の形態では、１週間）が経過したタイミングと、上記ステップ１２４の処理によって判定した麻痺レベル（以下、「判定麻痺レベル」という。）が患者情報データベースＤＢ２に登録されている麻痺レベルから変化したタイミングと、を適用しているが、これに限らない。例えば、これらのタイミングに加えて、直近で麻痺レベルが変化した時点から予め定められた期間が経過したタイミングを適用する形態等としてもよい。

ステップ１２８では、以下に示すように患者情報を新規作成または更新する。

まず、上記判定麻痺レベルに基づいて、この時点を起点とする患者の訓練メニューを作成する。ここで、本実施の形態に係る訓練メニューの作成法について説明する。

すなわち、まず、上記判定麻痺レベルに対応するステージから最終ステージ（ステージ６）までに対応する全ての情報を訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１から読み出す。次に、この時点から予め設定された目標訓練期間の終了時までの期間を、訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１から読み出した情報における、判定麻痺レベルに対応するステージから最終ステージまでの期間配分を用いて細分化することにより、これ以降の各ステージに割り当てる経過週を決定する。

そして、決定した経過週に対応する実際の暦上の期間を特定し、決定した経過週および決定した暦上の期間を、訓練メニュー基礎情報データベースＤＢ１から読み出した、期間配分を除く情報と組み合わせることにより、訓練メニューを作成する。なお、図１９に示す例は、訓練を開始して初めて訓練メニューを作成した場合の一例である。

訓練メニューの作成が終了すると、次に、今回が初回の歩行訓練である場合は、患者情報データベースＤＢ２に登録されていない患者ＩＤを新たに生成し、生成した患者ＩＤおよび生成した訓練メニューと共に、この日の日付、上記初期画面で入力された目標訓練期間、上記初期画面で入力された麻痺レベル、および上記判定麻痺レベルを、「訓練開始日」、「目標訓練期間」、「麻痺レベル」（初期）、および「麻痺レベル」（現在）として、各々患者情報データベースＤＢ２に新たに登録する。

これに対し、今回が２回目以降の歩行訓練である場合は、患者情報データベースＤＢ２における、上記初期画面で入力された患者ＩＤに対応する「麻痺レベル」（現在）および訓練メニューを、上記判定麻痺レベルおよび作成した訓練メニューに各々置き換えることにより、患者情報データベースＤＢ２を更新する。

以上の患者情報の作成ないし更新が終了すると、ステップ１３０に移行し、以上の処理によって得られた訓練メニューを患者ＩＤと共にディスプレイ２０Ｆに表示する処理を実行した後に、本歩行訓練支援プログラムを終了する。なお、上記ステップ１３０の処理によってディスプレイ２０Ｆに表示された情報を参照することにより、患者および補助者は、患者の現状の麻痺レベルおよび患者ＩＤを把握することができると共に、次回以降の歩行訓練の予定を把握することができる。

以上詳細に説明したように、本実施の形態では、歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータ（本実施の形態では、制御情報のパラメータ）に応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量（本実施の形態では、追従性情報）を検出し、検出した物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベル（本実施の形態では、麻痺レベル）を判定し、判定した運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行しているので、訓練者の運動レベルを的確に判断することができる結果、より効果的な歩行訓練を行うことができる。

また、本実施の形態では、前記物理量が、前記訓練者による歩行訓練の前記補助動作に対する追従性を示す物理量であるものとしているので、より的確に運動レベルを判断することができる結果、より効果的な訓練を行うことができる。

また、本実施の形態では、前記予め定められた処理として、判定した運動レベルに応じた前記パラメータの前記歩行補助装置への設定を行う処理を実行しているので、上記パラメータの設定を、人手を介して行う場合に比較して、より簡易に歩行補助装置の設定を行うことができる。

特に、本実施の形態では、前記予め定められた処理として、判定した運動レベルが予め定められた目標レベルに達した場合、前記歩行補助装置に設定するパラメータを前記目標レベルに応じて予め定められた種類のパラメータに変更する処理（本実施の形態では、麻痺レベルが向上した場合の制御情報を変更する処理）を実行しているので、訓練者の運動レベルの如何にかかわらず、歩行補助装置に設定するパラメータの種類を固定とする場合に比較して、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

また、本実施の形態では、前記予め定められた処理として、判定した運動レベルに応じた訓練法（本実施の形態では、情報提示画面で表示される情報により示される訓練法）を提示する処理を実行しているので、訓練者自身が自身の訓練法を把握することができる結果、理学療法士等による労力を、より軽減することができると共に、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

また、本実施の形態では、前記予め定められた処理として、判定した運動レベルに応じた訓練メニューを作成する処理を実行しているので、訓練者が、その後の歩行訓練のスケジュールを把握することができる結果、より利便性を向上させることができる。

また、本実施の形態では、前記予め定められた処理として、判定した運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置（本実施の形態では、歩行補助装置３０Ａ〜３０Ｃの３種類の歩行補助装置）から何れか１つを選択的に提示する処理を実行しているので、より効果的に歩行訓練を行うことができる。

特に、本実施の形態では、前記複数種類の歩行補助装置が、膝関節および足関節の少なくとも一方で、かつ互いに異なる組み合わせの関節を補助するものとしているので、下肢全般に関する訓練を網羅的かつ効果的に行うことができる。

さらに、本実施の形態では、前記運動レベルが、前記訓練者の麻痺のレベルであるものとしているので、訓練者の麻痺のレベルに応じた効果的な歩行訓練を行うことができる。

以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。

また、上記の実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。

例えば、上記実施の形態では、麻痺患者を対象として歩行訓練を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、高齢者を対象として歩行訓練を行う形態としてもよい。この場合、上記実施の形態で例示したブルンストローム・ステージに代えて、高齢者用に予め定められた評価法を適用することになる。

また、上記実施の形態では、本発明の追従性を示す物理量として、目標情報によって示される値と実測情報に基づいて得られる値とのずれ量を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、前者の値に対する後者の値の割合等を本発明の追従性を示す物理量として適用する形態としてもよい。

また、上記実施の形態では、本発明の運動レベルとして、ブルンストローム・ステージで規定されている各ステージを採用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、modified National Institute of Health Stroke scale（NIHSS改訂版）、Motor Assessment Scale（MAS）、Motricity Index，Modified Ashworth scale、Fugl-Meyer assessment（FMA）、Stroke Impairment Assessment Set（SIAS）、脳卒中重症度スケール（JSS）、NIH stroke scale、Functional Independence Measure（FIM）、Barthel index、上田式１２段階片麻痺機能テストなどの評価方法を適用する形態としてもよい。

また、上記実施の形態では、患者および補助者の２名で歩行訓練を行う場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、麻痺レベルによっては、患者のみで歩行訓練を行う形態としてもよい。

また、上記実施の形態では、ブルンストローム・ステージの各ステージを麻痺レベルの各段階として適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、ブルンストローム・ステージの各ステージをさらに分割し、当該分割区分毎の麻痺レベルを適用する形態としてもよい。

また、上記実施の形態では、本発明の歩行訓練支援装置として、歩行補助装置３０とは別体として構成された歩行訓練支援装置２０を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、本発明の歩行訓練支援装置を歩行補助装置３０に一体的に構成する形態としてもよい。

また、上記実施の形態では、患者の初期の麻痺レベルを歩行訓練支援装置２０に入力する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、自動的に患者の初期の麻痺レベルを特定する形態としてもよい。この場合、例えば、歩行補助装置３０の腰部、足裏部等に６軸加速度センサ等の動きを検出することのできるセンサを設け、歩行補助装置３０を装着した状態で上記センサの出力値を時系列で連続的に取得し、当該出力値の変化から麻痺レベルを特定する形態としてもよい。また、患者の動きをカメラで動画像として撮影し、これによって得られた画像情報により示される動作の状況に基づいて、当該患者の麻痺レベルを特定する形態としてもよい。

その他、上記実施の形態で説明した歩行訓練支援システム１０の構成（図１〜図９参照。）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な構成要素を削除したり、新たな構成要素を追加したりすることができることは言うまでもない。

また、上記実施の形態で示した歩行訓練支援プログラムの処理の流れ（図２０参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、不要な処理ステップを削除したり、新たな処理ステップを追加したり、処理ステップの順序を入れ替えたりすることができることは言うまでもない。

また、上記実施の形態で示した各種画面の構成（図２１〜図２２参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、一部の情報を削除したり、新たな情報を追加したり、表示位置を変えたりすることができることは言うまでもない。

さらに、上記実施の形態で示した各種データベースや訓練メニューの構成（図１７〜図１９参照。）も一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において、一部の情報を削除したり、新たな情報を追加したり、記憶位置を入れ替えたりすることができることは言うまでもない。

１０ 歩行訓練支援システム
２０ 歩行訓練支援装置
２０Ａ ＣＰＵ（検出手段、判定手段、実行手段）
２０Ｄ 二次記憶部
２０Ｆ ディスプレイ
３０、３０Ａ〜３０Ｃ 歩行補助装置
３１ 制御部
３３、３４ 関節エンコーダ
３５ 膝関節モータ
３６ 足関節モータ
３７、３８ モータ側エンコーダ
５２Ａ〜５２Ｄ 駆動モータ
９９ 制御部
Ｃ１、Ｃ２ 制御ユニット
Ｓ１〜Ｓ３ 加速度センサ
Ｓ４〜Ｓ１１ 感圧センサ
ＤＢ１ 訓練メニュー基礎情報データベース
ＤＢ２ 患者情報データベース

Claims (9)

1. 歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出する検出手段と、
   前記検出手段によって検出された物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定する判定手段と、
   前記判定手段により判定された運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行する実行手段と、
   を備え、
   前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置から何れか１つを選択的に提示する処理を実行する
   歩行訓練支援装置。
2. 前記物理量は、前記訓練者による歩行訓練の前記補助動作に対する追従性を示す物理量である
   請求項１記載の歩行訓練支援装置。
3. 前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた前記パラメータの前記歩行補助装置への設定を行う処理を実行する
   請求項１または請求項２記載の歩行訓練支援装置。
4. 前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルが予め定められた目標レベルに達した場合、前記歩行補助装置に設定するパラメータを前記目標レベルに応じて予め定められた種類のパラメータに変更する処理を実行する
   請求項３記載の歩行訓練支援装置。
5. 前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた訓練法を提示する処理を実行する
   請求項１から請求項４の何れか１項記載の歩行訓練支援装置。
6. 前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じた訓練メニューを作成する処理を実行する
   請求項１から請求項５の何れか１項記載の歩行訓練支援装置。
7. 前記運動レベルは、前記訓練者の麻痺のレベルである
   請求項１から請求項６の何れか１項記載の歩行訓練支援装置。
8. 請求項１から請求項７の何れか１項記載の歩行訓練支援装置と、
   前記歩行訓練支援装置によって前記パラメータが設定される歩行補助装置と、
   を有する歩行訓練支援システム。
9. コンピュータを、
   歩行訓練を行う訓練者が装着した状態で、予め設定されたパラメータに応じて前記訓練者による歩行動作に対する補助動作が行われる歩行補助装置を用いて、前記訓練者により歩行訓練を行った場合の歩行状態を示す予め定められた物理量を検出する検出手段と、
   前記検出手段によって検出された物理量に基づいて、前記訓練者の運動レベルを判定する判定手段と、
   前記判定手段により判定された運動レベルに応じて、前記歩行訓練を支援するものとして予め定められた処理を実行する実行手段と、
   として機能させるためのプログラムであって、
   前記実行手段は、前記予め定められた処理として、前記判定手段によって判定された運動レベルに応じて、予め定められた複数種類の歩行補助装置から何れか１つを選択的に提示する処理を実行する
   プログラム。