JP6512704B2

JP6512704B2 - 片麻痺運動機能回復訓練装置およびプログラム

Info

Publication number: JP6512704B2
Application number: JP2015132802A
Authority: JP
Inventors: 永余; 瑞希兒玉; 秀次松元; 惠下堂薗; 和美川平
Original assignee: Kagoshima University NUC
Current assignee: Kagoshima University NUC
Priority date: 2015-07-01
Filing date: 2015-07-01
Publication date: 2019-05-15
Anticipated expiration: 2035-07-01
Also published as: JP2017012502A

Description

この発明は、片麻痺運動機能回復訓練装置およびプログラムに関する。

脳血管疾患を患った患者には、その後遺症として、下肢や上肢に片麻痺が残る場合が少なくない。このような片麻痺には脳の可塑性を利用したリハビリテーションが効果的であり、運動機能の一部を回復させることが可能である。脳の可塑性とは、脳の損傷した部位の機能を他の部位が代替わりすることである。
従来、このような脳の可塑性を利用したリハビリテーションとして、促通反復療法と呼ばれる方法が用いられてきた。この促通反復療法は、促通手技により麻痺した部位の伸長反射を誘発し、運動野の興奮を高めた瞬間に脳からの随意指令を麻痺した部位に送ることで、患者の意図した随意運動を引き起こす訓練である。この訓練を反復することにより脳と筋肉の間の神経回路が再建および強化される。このような促通手技は、目的とする筋に随意運動を引き起こす必要があるため、正確性が要求される。
従来、このようなリハビリテーションを熟練した作業療法士等が行ってきたが、リハビリテーションの効果を十分に得るためには、長時間、長期間にわたって手技を行う必要があるため、作業療法士等の負担が大きくなってしまう。

そこで、片麻痺した部位の治療訓練を行うことのできる訓練装置が開発されている（例えば、特許文献１）。また、作業療法士等が行う促通手技をより正確に再現するため、関節を回動させる治療訓練を行うことのできる訓練装置も開発されている（例えば、特許文献２）。

特開２００２−１１９５５５号公報特表２００９−５３６５３５号公報

しかしながら、上述した特許文献１に開示された技術は、受動的な運動を行うものでしかなく、患者が自発的に運動を行うものではないため、機能回復という観点からすると、リハビリテーション効果の薄いものであった。
また、上述した特許文献２に開示された技術は、関節を回動させることができるため、作業療法士等が行う促通手技をより正確に再現することができるが、このような装置は機器構成が複雑であり、自宅で使用するには不適当である。自宅で使用できないと、長時間、長期間にわたってリハビリテーションを行うことが困難となり、リハビリテーション効果を十分に得ることが困難となってしまうおそれがある。

この発明は、上記実情に鑑みてなされたものであり、より簡易な構成で効果的なリハビリテーションを行うことができる片麻痺運動機能回復訓練装置およびプログラムを提供することを目的とする。

本発明の第１の観点に係る片麻痺運動機能回復訓練装置は、片麻痺した患者の下肢または上肢を構成する関節のうち、２関節筋によって連結される関節の屈伸運動を行うための片麻痺運動機能回復訓練装置であって、
前記２関節筋によって連結される関節のうち体幹の近位に位置する第１関節を伸展させるとともに体幹の遠位に位置する第２関節を屈曲させる受動訓練である第１訓練と、前記第１関節を屈曲させるとともに前記第２関節を伸展させる随意運動の訓練である第２訓練とを反復して行うための屈伸機構を備え、
前記屈伸機構は、前記第２訓練の実行時に、前記第１関節を屈曲させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記第１関節を屈曲させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える抵抗付随型協働制御を実行し、前記第１訓練の実行時には前記抵抗付随型協働制御を停止する。

この場合、前記屈伸機構は、
水平方向に設置される装置本体と、
前記装置本体に設けられ、足裏または掌が接触するように患者の下肢または上肢が配置される台座と、
前記装置本体に設けられ、前記台座を、下肢または上肢を前記台座に配置した患者の前記第１関節が屈曲するとともに前記第２関節が伸展した状態に対応する第１位置と、前記第１関節が伸展するとともに前記第２関節が屈曲した状態に対応する第２位置との間を直線状に往復移動させる台座駆動部とを備え、
前記台座駆動部は、前記台座を前記第２位置から前記第１位置に移動させる前記第２訓練の実行時に、前記台座を移動させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記台座を移動させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える前記抵抗付随型協働制御を実行し、前記台座を前記第１位置から前記第２位置に移動させる前記第１訓練の実行時に、前記抵抗付随型協働制御を停止する、
こととしてもよい。

また、前記台座駆動部は、前記台座を前記第１位置から前記第２位置に移動させる際、前記第１位置から所定の範囲までは第１速度で移動させ、前記所定の範囲を超えると前記第１速度よりも速い第２速度で移動させる、
こととしてもよい。

また、前記台座に設けられ、患者の動作力を力信号として検出する力センサを備え、
前記抵抗付随型協働制御により前記台座駆動部に加えられる前記アシスト力は、前記力センサにより検出された力信号に応じて設定される、
こととしてもよい。

本発明の第２の観点に係るプログラムは、片麻痺した患者の下肢または上肢を構成する関節のうち、２関節筋によって連結される関節の屈伸運動を行うため、前記２関節筋によって連結される関節のうち体幹の近位に位置する第１関節を伸展させるとともに体幹の遠位に位置する第２関節を屈曲させる受動訓練である第１訓練と、前記第１関節を屈曲させるとともに前記第２関節を伸展させる随意運動の訓練である第２訓練とを反復して行うための屈伸機構を備える片麻痺運動機能回復訓練装置を制御するコンピュータを、
前記第２訓練の実行時には、前記屈伸機構に、前記第１関節を屈曲させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記第１関節を屈曲させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える抵抗付随型協働制御を実行させる実行部、
前記第１訓練の実行時には、前記屈伸機構に、前記抵抗付随型協働制御を停止させる停止部、
として機能させる。

この発明によれば、第１訓練において、第１関節を伸展させるとともに第２関節を屈曲させることで、２関節筋の伸張反射を効果的に誘発することができる。また、第１訓練を通じて筋を緊張させた状態で、抵抗力およびアシスト力が加えられる第２訓練を開始するため、伸長反射による筋緊張を効果的に維持することができる。このため、より簡易な構成で、効果的なリハビリテーションを行うことができるようになる。

この発明の実施の形態に係る片麻痺運動機能回復訓練装置の概略的な構成を示す斜視図である。図１の片麻痺運動機能回復訓練装置の装置フレームの概略的な構成を示す斜視図である。図１の片麻痺運動機能回復訓練装置の駆動機構の外観を示す斜視図である。図１の片麻痺運動機能回復訓練装置の駆動機構の断面構造を示す断面図である。歪みゲージの構成を示す平面図である。片麻痺運動機能回復訓練装置のシステム構成を示すブロック図である。片麻痺運動機能回復訓練装置の使用状態を示す図である。片麻痺運動機能回復訓練装置による機能回復訓練の流れを説明するフローチャートである。膝関節の可動域を示す図である。機能回復訓練時における片麻痺運動機能回復訓練装置および使用者の動きを示す図である。駆動機構の目標速度、駆動機構の実速度および歪みゲージにて測定された力の推移の一例を示す図である。駆動機構の速度と表面筋電位の推移の一例を示す図である。片麻痺運動機能回復訓練装置の電源を落とした状態で機能回復訓練を実行した場合、およびＭ，Ｃの値を変化させて機能回復訓練を実行した場合における表面筋電位の推移の一例を示す図である。筋繊維と筋紡錘の模式図を示す図である。

以下、この発明の実施の形態について図１〜図１４に従って説明する。
図１には、片麻痺運動機能回復訓練装置１００の概略的な構成が示されている。図１に示されるように、片麻痺運動機能回復訓練装置１００は、装置フレーム１０と、装置フレーム１０に内蔵される駆動機構２０とを備える。駆動機構２０の上部には、使用者の足を固定する台座７０が固定されている。なお、図１には特に図示はしていないが、片麻痺運動機能回復訓練装置１００は、中央演算処理装置、ランダムアクセスメモリ、読み出し専用メモリなどの不揮発性記憶装置を備えたいわゆるパーソナルコンピュータ（以下、「ＰＣ」）４０に接続されており、各種検出値をＰＣ４０に送信する。ＰＣ４０は、各種検出値および以下で説明するプログラムに基づいて、片麻痺運動機能回復訓練装置１００の各種制御を実行する。

図２には、装置フレーム１０の概略的な構成が示されている。図２に示されるように、装置フレーム１０の底面には、一対の支持レール１１および上面に歯を有するラック１２が装置フレーム１０の長手方向に沿ってほぼ全長に亘って伸びるように設けられている。

図３には、駆動機構２０の概略的な外観が示されている。図３に示されるように、駆動機構２０には、支持レール１１にスライド可能に固定される脚部２３と、駆動部材としてのサーボモータ２１が装着されている。サーボモータ２１には、プーリ伝達機構２９を介してラック１２に噛合するピニオン２２が回動可能に固定されている。駆動機構２０が支持レール１１を往復移動する時には、サーボモータ２１の回転力がプーリ伝達機構２９を介してピニオン２２に伝達され、ピニオン２２およびラック１２を介して駆動機構２０が支持レール１１の延長方向に往復移動する。

図４は、図３のＡ−Ａ線に沿った駆動機構２０の断面を図３に示される矢印Ｂの方向から見た断面図である。図４に示されるように、駆動機構２０には、ベース２８、ベース２８に下端が固定される固定軸２５、固定軸２５に一端が固定される一対の歪みゲージ２４、ベース２８の長手方向に沿って伸びる方向に設けられた一対の補助レール２７および補助レール２７にスライド可能に取り付けられる可動部２６が設けられている。

可動部２６は、上端が台座７０に固定され、台座７０の動きに追従して補助レール２７を往復移動する。歪みゲージ２４は、歪みを電圧に変換することで片麻痺患者の微弱な力であっても検出可能とする高感度センシング機構であり、上述したように一端が固定軸２５に固定され、他端は可動部２６に固定されている。台座７０がベース２８に対して相対的に移動すると、可動部２６が台座７０に追随して補助レール２７を移動する。このように可動部２６が補助レール２７を移動すると、この可動部２６の動きに追従して歪みゲージ２４は伸縮する。

図５（ａ）に示されるように、歪みゲージ２４は検出部２４ａを備える。上述したように、台座７０がベース２８に対して相対的に移動すると、図５（ａ）の状態から図５（ｂ）の状態のように歪みゲージ２４の検出部２４ａが伸縮する。そして、この検出部２４ａに生じた応力に応じた電気信号が、応力信号として検出部２４ａからＰＣ４０に出力される。

図６には、片麻痺運動機能回復訓練装置１００のシステム構成が示されている。図６に示されるように、片麻痺運動機能回復訓練装置１００は、上述したサーボモータ２１並びに歪みゲージ２４、各種処理を実行するＰＣ４０、歪みゲージ２４から出力される応力信号を増幅する演算増幅器４６、ＰＣ４０から出力される信号に基づいてサーボモータ２１への給電を制御するモータドライバ４５およびサーボモータ２１の回転角度を検出してその検出信号をＰＣ４０に出力するエンコーダ４４を備える。ＰＣ４０は、エンコーダ４４を通じてサーボモータ２１の回転角度毎に出力されるパルスをカウントするＣＮＴモジュール４１、モータドライバ４５にサーボモータ２１への給電信号を送信するＤＡモジュール４２、歪みゲージ２４から出力され演算増幅器４６で増幅された応力信号を受信するＡＤモジュール４３を備える。

図７には、このような構成を備える片麻痺運動機能回復訓練装置１００の使用状態が示されている。図７に示されるように、片麻痺患者（以下、「使用者１」）は、片麻痺運動機能回復訓練装置１００に対面して、いす等を用いて座位を保持する。そして、麻痺のある足（以下、「麻痺肢」）を、足裏面が接触するように台座７０に固定する。なお、本実施の形態では、２関節筋である大腿二頭筋と腓腹筋を伸張することで、膝関節屈曲の伸張反射を誘発する機能回復訓練について説明する。

図８には、片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いた機能回復訓練の流れを説明するフローチャートが示されている。

図８に示されるように、この処理が開始されると、まず、初期条件が設定される（ステップＳ１００）。例えば、使用者１が座位を保持するためのいすの高さや、使用者１の足の長さ等が設定される。次に、歪みゲージ２４の原点が設定される（ステップＳ１０１）。歪みゲージ２４は、片麻痺患者の微弱な力も検出可能な高感度センシング機構であるため、使用者１の意図しない足の揺れや床面の振動などといった種々の因子の影響を受けて出力値が変化してしまう。このような不要な変化を抑えるため、ステップＳ１０１にて使用者１が台座７０に足を固定した状態で原点を設定する。

その後、訓練が開始される（ステップＳ１０２）。訓練が開始されると、まず一定の値に予め定められた第１速度で駆動機構２０を移動させる第１受動訓練が実行され（ステップＳ１０３）、次に第１速度よりも速い第２速度で駆動機構２０を移動させる第２受動訓練が実行される（ステップＳ１０４）。

第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）について説明する。
図９に示されるように、膝を最大まで伸展させた場合における膝関節の角度を０°とおくと、一般に、膝関節は１３０°となる位置まで屈曲可能である。上述したように、使用者１は足裏面が接触するように麻痺肢を台座７０に固定するため、駆動機構２０が支持レール１１を移動すると、この駆動機構２０の移動に併せて膝関節および足関節の角度は変化する。
図１０（ａ）〜（ｄ）を参照しながら、このような片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いた機能回復訓練時における使用者１と駆動機構２０の動きについて説明する。駆動機構２０が、図１０（ａ）に示される位置から図１０（ｃ）に示される位置に移動する場合は、駆動機構２０の移動に従って、膝関節は伸展するとともに足関節は屈曲する。なお、図１０（ｃ）に示される状態にある場合、膝関節は伸展し、足関節は屈曲していると表現し、図１０（ａ）に示される状態にある場合、膝関節は屈曲し、足関節は伸展していると表現する。これに対して、駆動機構２０が図１０（ｃ）に示される位置から図１０（ａ）に示される位置に移動する場合は、駆動機構２０の移動に従って使用者１の膝関節は屈曲するとともに足関節は伸展する。本実施の形態では、使用者１の膝関節が屈曲するとともに足関節が伸展した状態にある場合に駆動機構２０がとる位置を屈曲位置（図１０に示す位置Ａ）とし、膝関節が伸展するとともに足関節が屈曲した状態にある場合に駆動機構２０がとる位置を伸展位置（図１０に示す位置Ｂ）とする。なお、駆動機構２０の位置と使用者１の膝関節の角度との対応関係は、ステップＳ１００にて初期条件の設定時に設定される。

第１受動訓練（ステップＳ１０３）では、図１０（ａ）に示されるように、屈曲位置にある駆動機構２０を伸展位置に向けて、伸展位置よりも所定距離Ｃだけ屈曲位置に近い位置（以下、加速位置）まで、第１速度で移動させる。このような第１受動訓練により、使用者１の膝関節が第１速度にて伸展させられるのと同時に、使用者１の足関節も第１速度にて屈曲させられる。駆動機構２０が加速位置に到達すると、第２受動訓練（ステップＳ１０４）に移行し、駆動機構２０は、第１速度よりも速い第２速度で伸展位置まで移動する（図１０（ｂ））。これにより、使用者１の膝関節が第２速度にて伸展させられるのと同時に、使用者１の足関節も第２速度にて屈曲させられる。
上述した第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）は、いずれも駆動機構２０の駆動力のみを用いて行う受動訓練である。

使用者１は、膝関節が完全に伸展させられ、第２受動訓練（ステップＳ１０４）が終了した後、膝関節を屈曲する随意運動を開始する。一方、片麻痺運動機能回復訓練装置１００は、このような第２訓練（ステップＳ１０４）が終了した後、２００ミリ秒経過したか否かを判断する（ステップＳ１０５）。２００ミリ秒経過したと判断する場合（ステップＳ１０５；ＹＥＳ）、ＲＡＣＣ、すなわち抵抗付随型協働制御を実行する。

次に、この抵抗付随型協働制御について説明する。抵抗付随型協働制御とは、歪みゲージ２４から出力される応力信号に基づいて、駆動機構２０を移動させようとする使用者１の力の方向と等しい方向に麻痺肢の動きをアシストするアシスト力を加えるとともに、駆動機構２０を移動させようとする使用者１の力に対して抵抗力を加える制御である。すなわち、使用者１は、第２訓練（ステップＳ１０４）が終了した後、膝関節を屈曲すべく、図１０（ｃ）の位置にある駆動機構２０を図１０（ｄ）の位置に移動させる方向に力を加える。駆動機構２０は、この方向への動きをアシストするとともに抵抗力を加える。

具体的には、歪みゲージ２４から出力される応力信号に基づいて、駆動機構２０の目標速度を設定し、この目標速度に従って駆動機構２０を移動させる制御を示す。まず、力Ｆに対する駆動機構２０におけるインピーダンス式を以下の数１のように表す。

速度の関係式に変換するため、数１を離散化しＫ＝０をおくと、次の数２が得られる。

この数２を用いて算出した目標速度に併せて駆動機構２０を移動させることで、使用者１の動きにアシスト力を加えることができる。
なお、Ｍ，Ｃの比は、例えば、麻痺肢の力Ｆ_ｎに「０」および目標角速度に「０」を代入することで求めることができる。このＭ，Ｃの比を調整することで、インピーダンス特性を調整することができる。

そして、Ｐ_ｎの設定時間と、Ｆ_ｎの測定時間との間に時間遅れを設定することで、抵抗力を加えることができる。この時間遅れの大きさは、歪みゲージ２４から出力される応力信号の大きさに基づいて設定してもよいし、予め所定の時間に定めておいてもよい。

また、数２に示された麻痺肢の力Ｆ_ｎに対して以下の数３に示される仮想力Ｆ_ｃを加えることもできる。

このように、仮想力を加えると、歪みゲージ２４の出力のみに基づいて目標速度を設定する場合よりも、より適切に目標速度を設定することができる。すなわち、麻痺肢の力Ｆ_ｎが大きくなり駆動機構２０が加速される場合には、目標速度をより好適に増大させることができるため、使用者１は先に押されたような加速感をより好適に感じることができる。一方、麻痺肢の力Ｆ_ｎが小さくなり、駆動機構２０が減速される場合には、目標速度を移動方向と反対方向に遅らせることができるため、より好適に減速感を感じることができる。以上のように、仮想力Ｆ_ｃを加えると、運動意図の方向と同じ方向に麻痺肢が押されていると感じることができるようになる。

このようなＲＡＣＣにより、使用者１は、図１０（ｄ）に示されるように膝関節を屈曲する随意運動の訓練を行う際、駆動機構２０を移動させようとする自身の力に対して抵抗力を得つつ、意図する方向と等しい方向に駆動機構２０を移動させようとするアシスト力を得ることができる。

上述した第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）では、伸長反射を誘発し筋を緊張させることができる。さらに、第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）を通じて筋を緊張させた状態で、抵抗力およびアシスト力が付加された随意運動を実行する（ステップＳ１０６）ことができるため、伸長反射による筋緊張が効果的に維持される。このため、リハビリテーションを効果的に行うことができるようになる。

ところで、第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）による受動訓練が終了してから、ＲＡＣＣ（ステップＳ１０６）による随意運動に移行するまでの間には、使用者１の伸長反射による動きが発生するためのタイムラグ（約２００ミリ秒）が存在する。そのため、本実施の形態では、第２訓練（ステップＳ１０４）が終了した後、２００ミリ秒経過していないと判断する場合（ステップＳ１０５；ＮＯ）、２００ミリ秒経過するまで待機する。このように２００ミリ秒経過するまで待機することにより、使用者１の随意運動やリズムに片麻痺運動機能回復訓練装置１００の作動を同調させることができ、訓練効果の向上を図ることができるようになる。

ＲＡＣＣ（ステップＳ１０６）が終了すると、次に、訓練回数が所定の回数を上回ったか否かを判断する（ステップＳ１０７）。訓練回数とは、第１受動訓練（ステップＳ１０３）、第２受動訓練（ステップＳ１０４）およびＲＡＣＣ（ステップＳ１０６）からなる機能回復訓練の実行回数を示す。上述した機能回復訓練は、一回行っただけでは十分な効果を得ることはできず、反復することで脳と筋の間の神経回路の再建および強化を図ることができる。そのため、麻痺肢のリハビリテーションを効果的に行うためには、上述した機能回復訓練を所定の回数反復する必要がある。したがって、訓練回数が所定の回数を上回っていないと判断する場合（ステップＳ１０７；ＮＯ）は、第１受動訓練（ステップＳ１０３）に戻り、一連の訓練を再度実行する。一方、訓練回数が所定の回数を上回ったと判断する場合（ステップＳ１０７：ＹＥＳ）、本訓練を終了する。

図１１に、上述した機能回復訓練を実行した場合における駆動機構２０の移動速度（左軸）および歪みゲージ２４にて検出された力（右軸）の推移を示す。なお、駆動機構２０の目標速度は破線にて、駆動機構２０の実速度は実線にて、歪みゲージ２４にて検出された力は一点鎖線にて示す。
図１１に示されるように、本制御が開始されると、駆動機構２０は、実際に、まず期間Ａにおいて第１速度にて移動した後、期間Ｂでは第１速度よりも速い第２速度にて移動した。その後、期間Ｃにおいては、歪みゲージ２４にて検出された力に応じた速度で移動した。すなわち、期間Ｃにおいては、使用者１の随意運動に基づいて、駆動機構２０を移動させることができた。

次に、膝関節屈曲筋である半腱様筋に表面電極を貼り付けて、片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いた機能回復訓練を実行し、表面筋電位の推移を測定した。その結果を図１２に示す。表面筋電位（右軸）の推移は実線にて、駆動機構２０の実速度（左軸）の推移は破線にて示されている。図１２にＰ１、Ｐ２にて示されるように、第２受動訓練（ステップＳ１０４）が終了した直後に、筋電位が上昇していた。このことから、片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いた訓練により、膝関節屈曲筋の伸長反射が効果的に誘発されたことが示された。

次に、ＲＡＣＣにより麻痺肢にアシスト力が適切に加えられているかを検証した。具体的には、以下の条件１〜３を設定し、片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いて機能回復訓練を実行し、図１２にて示した測定と同様に、半腱様筋の表面筋電位の推移を測定した。
条件１．片麻痺運動機能回復訓練装置１００の電源を落とした状態で機能回復訓練を実行する。
条件２．数１に示されたＭ，Ｃの値を適切な値に設定した状態で機能回復訓練を実行する。
条件３．数１に示されたＭ，Ｃの値を条件２にて設定した値よりも大きな値（適切でない値）に設定した状態で機能回復訓練を実行する。
その結果を図１３に示す。条件１における表面筋電位の推移は一点鎖線にて、条件２における表面筋電位の推移は実線にて、条件３における表面筋電位の推移は破線にて示した。

図１３に示されるように、条件１での表面筋電位の最大値は０．０８ｍＶであり、条件３での表面筋電位の最大値は０．１２ｍＶであった。これは、条件３の場合は、仮想質量および仮想粘性が大きくなるため、通常の屈曲時よりも大きな負荷がかかってしまい、膝の屈曲運動に大きな力を要したことが原因である。また、条件２での表面筋電位の最大値は約０．０４ｍＶであった。このように、条件２での表面筋電位の最大値は、条件１における表面筋電位の最大値の１／２未満であった。
以上のことから、Ｍ，Ｃの値を適切に設定することにより、小さい力で駆動機構２０を移動させることができることが示された。従って、微弱な力しか出すことができない片麻痺患者であっても、ＲＡＣＣによって駆動機構２０を動かすことができ、片麻痺運動機能回復訓練装置１００を用いた随意運動の訓練を行うことができることが示された。

以上詳細に説明したように、この実施の形態によれば、第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）で、膝関節の伸展と足関節の屈曲が同時に行われるため、大腿二頭筋および腓腹筋の伸張反射を効果的に誘発することができる。なお、作業療法士等が行う促通手技では、足関節を回動させることにより腓腹筋の伸張反射を誘発するが、本実施の形態では、膝関節の伸展と足関節の屈曲を同時に行うことで、足関節を回動させるのと同等の効果を得ることができる。このため、簡易な構成で、効果的なリハビリテーションを行うことができる。

また、第１受動訓練（ステップＳ１０３）および第２受動訓練（ステップＳ１０４）により、膝関節が０°に近い角度にまで伸展された状態になった後、急激に速い速度で０°まで伸展されることとなる。このような動きは、筋紡錘を急激に伸張させ、筋緊張を効果的に高めることができ、ひいては伸張反射をより効果的に誘発することができる。

図１４には、筋繊維５１と筋紡錘５２の模式図が示されている。図１４に示されるように、筋繊維５１と筋紡錘５２は並行して結合されている。筋繊維５１が伸長されると、筋紡錘５２も同時に伸長され、筋紡錘５２が伸長の長さや伸長の速度に応じたパルス５３を発生する。具体的には、筋繊維５１が伸張された場合には図１４（ａ）に示されるような間隔のパルス５３を発生し、筋繊維５１が素早く動かされた場合には図１４（ｂ）に示されるような間隔のパルス５３を発生する。このため、筋繊維５１が急速に伸長されると、図１４（ｃ）に示されるように、図１４（ａ）に示されるパルス５３と図１４（ｂ）に示されるパルス５３の双方が合わさった状態で発生することとなる。すなわち、より大きな活動電位を発生する。本実施の形態では、膝関節を第１速度にて伸展させた後、第１速度よりも速い第２速度で伸展させるため、すなわち膝関節が０°に近い角度にあるときに膝関節を急激に伸展させるため、筋紡錘５２により大きな活動電位を発生させることができる。すなわち、より効果的に伸長反射を誘発することができるようになる。

また、歪みゲージ２４から出力される応力信号に基づいて抵抗付随型協働制御を実行するため、使用者１の麻痺肢に、伸張反射を誘発するのに適切な大きさの抵抗力およびアシスト力を加えることができる。

なお、上記実施の形態では、足を台座７０に乗せ、２関節筋である大腿二頭筋と腓腹筋を伸張することで、膝関節屈曲の伸張反射を行う訓練を行うようにしたが、この発明はこれに限られない。例えば、掌を台座７０に接触させ、２関節筋である上腕二頭筋を伸張するよう、機能回復訓練を行ってもよい。

なお、上記実施の形態では、支持レール１１をスライド移動する駆動機構２０を備える片麻痺運動機能回復訓練装置１００について説明したが、この発明はこれに限られるものではない。例えば、膝関節および足関節にそれぞれ取り付けられ、それぞれの関節を屈伸させることのできるモータを備えるものとしてもよい。

この発明は、この発明の広義の精神と範囲を逸脱することなく、様々な実施の形態及び変形が可能とされるものである。また、上述した実施の形態は、この発明を説明するためのものであり、この発明の範囲を限定するものではない。すなわち、この発明の範囲は、実施の形態ではなく、特許請求の範囲によって示される。そして、特許請求の範囲内及びそれと同等の発明の意義の範囲内で施される様々な変形が、この発明の範囲内とみなされる。

１使用者、１０装置フレーム、１１支持レール、１２ラック、２０駆動機構、２１サーボモータ、２２ピニオン、２３脚部、２４歪みゲージ、２４ａ検出部、２５固定軸、２６可動部、２７補助レール、２８ベース、２９プーリ伝達機構、４０ＰＣ、４１ＣＮＴモジュール、４２ＤＡモジュール、４３ＡＤモジュール、４４エンコーダ、４５モータドライバ、４６演算増幅器、５１筋繊維、５２筋紡錘、５３パルス、７０台座、１００片麻痺運動機能回復訓練装置

Claims

片麻痺した患者の下肢または上肢を構成する関節のうち、２関節筋によって連結される関節の屈伸運動を行うための片麻痺運動機能回復訓練装置であって、
前記２関節筋によって連結される関節のうち体幹の近位に位置する第１関節を伸展させるとともに体幹の遠位に位置する第２関節を屈曲させる受動訓練である第１訓練と、前記第１関節を屈曲させるとともに前記第２関節を伸展させる随意運動の訓練である第２訓練とを反復して行うための屈伸機構を備え、
前記屈伸機構は、前記第２訓練の実行時に、前記第１関節を屈曲させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記第１関節を屈曲させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える抵抗付随型協働制御を実行し、前記第１訓練の実行時には前記抵抗付随型協働制御を停止する、
ことを特徴とする片麻痺運動機能回復訓練装置。
前記屈伸機構は、
水平方向に設置される装置本体と、
前記装置本体に設けられ、足裏または掌が接触するように患者の下肢または上肢が配置される台座と、
前記装置本体に設けられ、前記台座を、下肢または上肢を前記台座に配置した患者の前記第１関節が屈曲するとともに前記第２関節が伸展した状態に対応する第１位置と、前記第１関節が伸展するとともに前記第２関節が屈曲した状態に対応する第２位置との間を直線状に往復移動させる台座駆動部とを備え、
前記台座駆動部は、前記台座を前記第２位置から前記第１位置に移動させる前記第２訓練の実行時に、前記台座を移動させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記台座を移動させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える前記抵抗付随型協働制御を実行し、前記台座を前記第１位置から前記第２位置に移動させる前記第１訓練の実行時に、前記抵抗付随型協働制御を停止する、
ことを特徴とする請求項１に記載の片麻痺運動機能回復訓練装置。
前記台座駆動部は、前記台座を前記第１位置から前記第２位置に移動させる際、前記第１位置から所定の範囲までは第１速度で移動させ、前記所定の範囲を超えると前記第１速度よりも速い第２速度で移動させる、
ことを特徴とする請求項２に記載の片麻痺運動機能回復訓練装置。
前記台座に設けられ、患者の動作力を力信号として検出する力センサを備え、
前記抵抗付随型協働制御により前記台座駆動部に加えられる前記アシスト力は、前記力センサにより検出された力信号に応じて設定される、
ことを特徴とする請求項２または３に記載の片麻痺運動機能回復訓練装置。
片麻痺した患者の下肢または上肢を構成する関節のうち、２関節筋によって連結される関節の屈伸運動を行うため、前記２関節筋によって連結される関節のうち体幹の近位に位置する第１関節を伸展させるとともに体幹の遠位に位置する第２関節を屈曲させる受動訓練である第１訓練と、前記第１関節を屈曲させるとともに前記第２関節を伸展させる随意運動の訓練である第２訓練とを反復して行うための屈伸機構を備える片麻痺運動機能回復訓練装置を制御するコンピュータを、
前記第２訓練の実行時には、前記屈伸機構に、前記第１関節を屈曲させる力に対して抵抗力を加えるとともに前記第１関節を屈曲させる力の方向と等しい方向にアシスト力を加える抵抗付随型協働制御を実行させる実行部、
前記第１訓練の実行時には、前記屈伸機構に、前記抵抗付随型協働制御を停止させる停止部、
として機能させる、プログラム。