JP6653935B2 - 麻痺機能回復訓練装置及び麻痺機能回復訓練装置の制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、指や前腕などが麻痺した患者を訓練して治療するための麻痺機能回復訓練装置及び麻痺機能回復訓練装置の制御方法に関する。

脳卒中患者の麻痺側機能の回復は日常生活活動（ＡＤＬ）及び生活の質（ＱＯＬ）の向上に密接に関係しており、片麻痺自体を回復させる効果的な運動療法の開発は非常に重要な課題である。脳の可塑性を利用して脳卒中患者の片麻痺症から機能を回復させる効果的なリハビリ方法として、促通反復療法がある。この方法は患者の筋伸張反射と随意運動を用いることで、片麻痺からの早期回復を実現している。

促通反復療法では、例えば指の屈曲／伸展訓練の場合、まず医師の力によって他動的に行い、次に指の第一関節にタッピング刺激を与え随意的自動伸展を行わせる。このタッピング刺激によって、伸張反射が促され、効果的な訓練が見込める。前腕の訓練についても同様に、他動運動に引き続いて随意的自動運動を行わせる。ここで、随意的自動運動をさせる前に、患者の指や前腕に対して急加速の刺激を与えることが肝要である。

従来より、回内・回外運動を行い、前腕の麻痺した部位に電気刺激を与えて動かすようにリハビリを行うリハビリ訓練装置、あるいは筋肉を鍛える装置等が、以下の特許文献１乃至３に開示されている。

国際公開第２０１４／０９２０７６号 特表２００７−５２０３０８号公報 特開２００９−２２５８１０号公報

従来のリハビリ訓練装置等では、医師による目視で麻痺肢が動く直前の経皮的電気的刺激値を求め、その刺激値を用いてリハビリ訓練を行っていた。このため、その刺激値が適正であり、効果的なリハビリ訓練が行えているか否かが不明確であるという問題があった。

そこで、本発明は、リハビリ訓練効果を向上させる適正な経皮的電気刺激を指伸展筋または回内筋・回外筋に直接与え、筋収縮が生じやすい状態をつくり出すことができる麻痺機能回復訓練装置及び麻痺機能回復訓練装置の制御方法を提供しようとするものである。

また、本発明は、指の筋収縮が生じ、他動的に動き始める刺激値を経皮的筋電位の閾値とする電気刺激を用いて、筋収縮が生じやすい状態をつくり、リハビリ訓練効果を向上させることができる麻痺機能回復訓練装置及び麻痺機能回復訓練装置の制御方法を提供することを目的とする。さらに、本発明は、電気刺激を与えた際の指伸筋と回内筋・回外筋の特性を解明し、経皮的筋電位の閾値以下の電気刺激で効果的なリハビリ訓練を行うことのできる刺激値の特定方法を確立し、使用者が対象物を容易に扱えるようにした麻痺機能回復訓練装置及び麻痺機能回復訓練装置の制御方法を提供することを目的とする。

この発明の第１の観点にかかる麻痺機能回復訓練装置は、筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置であって、
筋が硬直する状態の筋電位に対する刺激値をＡｒｉとし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に対する刺激値をＡｓｔとした場合に、Ａｓｔ／Ａｒｉ＋Ａｓｈ／Ａｓｔ＝Ｖ（Ｖは１．５以上１．６以下）の関係式に基づいて、患者に付与する経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを検出する検出手段と、
前記検出手段で検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激を患者に付与する刺激付与手段と、
を備えることを特徴とする。

また、この発明の第２の観点にかかる麻痺機能回復訓練装置は、筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置であって、
患者の刺激目的筋上の１箇所とその筋以外の１箇所との計２箇所の電極による筋電位の差が最大となる経皮的筋電気刺激値を、前記患者に付与する筋電気刺激値として検出する検出手段と、
前記検出手段で検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激を患者に付与する刺激付与手段と、
を備えることを特徴とする。

また、前記筋電位の差の強弱を音で操作者に知らせる報知手段を備えるようにしてもよい。

また、前記刺激付与手段は、
５０Ｈｚで値が変動する前記経皮的筋電気刺激を、患者に付与するようにしてもよい。

また、この発明の第３の観点にかかる麻痺機能回復訓練装置の制御方法は、筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置の制御方法であって、
検出手段が、筋が硬直する状態の筋電位に対する刺激値をＡｒｉとし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に対する刺激値をＡｓｔとした場合に、Ａｓｔ／Ａｒｉ＋Ａｓｈ／Ａｓｔ＝Ｖ（Ｖは１．５以上１．６以下）の関係を満たす経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを検出する検出ステップと、
電流発生手段が、前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させる電流発生ステップと、
を含むことを特徴とする。

また、この発明の第４の観点にかかる麻痺機能回復訓練装置の制御方法は、筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置の制御方法であって、
検出手段が、筋電気刺激値として、患者の刺激目的筋上に１箇所とその筋以外の１箇所との計２箇所の電極による筋電位の差が最大となる経皮的筋電気刺激値を検出する検出ステップと、
電流発生手段が、前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させる電流発生ステップと、
を含むことを特徴とする。

また、前記電流発生ステップでは、
前記電流発生手段が、患者の訓練の姿勢を、患者の刺激目的筋が張っている状態としたときに前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させるようにしてもよい。

また、前記電流発生ステップでは、
前記経皮的筋電気刺激値の変動周波数を５０Ｈｚとするようにしてもよい。

この発明にかかる麻痺機能回復訓練装置は、患者に付与する筋電気刺激を、筋が硬直する状態の筋電位の８割に相当する刺激値、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割に相当する刺激値であるようにした。これにより、筋が硬直せず、かつ、他動的に動くことなく、片麻痺患者が自動運動に十分な刺激を与えることができる、リハビリに適正な電気的刺激値を片麻痺患者に与えることができる。

また、筋が硬直する状態の筋電位の８割等になるときに、患者の前腕に張り付けた２箇所の電極による筋電位の差が最大となることを利用して、筋電気刺激値を検出するようにしたので、適正な筋電気刺激値を容易に知ることができる。

また、この発明に係る麻痺機能回復訓練装置の制御方法は、患者に付与する筋電気刺激を、筋が硬直する状態の筋電位の８割に相当する刺激値または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割に相当する刺激値であるようにした。これにより、筋が硬直せず、かつ、他動的に動くことなく、片麻痺患者が自動運動に十分な刺激を与えることができる、リハビリに適正な電気的刺激値を片麻痺患者に与えることができる。

また、筋電位差の強弱を音で知らせるようにしたので、操作者が筋電位差が最大となることを利用して、筋電気刺激値を容易に検出することができる。

本発明の実施の形態１に係る麻痺機能回復訓練装置の全体の構成を示す斜視図である。 制御部の構成を示すブロック図である。 筋が硬直する状態の筋電位、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位と、実際に付与する刺激値に対応する筋電位との関係を示す図である。 筋が硬直する状態の筋電位に対する刺激値、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に対する刺激値、実際に付与する筋電位に対する刺激値との関係をプロットしたグラフである。 本発明の実施の形態１に係る麻痺機能回復訓練装置の制御方法を示すフローチャートである。 経皮的筋電気刺激値のパルス周波数とピーク値との関係を示す図である。 本発明の実施の形態２に係る麻痺機能回復訓練装置の制御部の構成を示すブロック図である。 本発明の実施の形態２に係る麻痺機能回復訓練装置の制御方法を示すフローチャートである。 骨格筋の構造を示す模式図である。 １つの筋節を示す図である。 筋収縮が起こる様子を示す図である。 筋の両端にパルス電流による電気刺激（Electrical Stimulation)を与える様子を示す図である。 電気刺激としてのパルス信号の波形の一例を示す図である。 図１４（Ａ）〜図１４（Ｄ）は、計測姿勢を示す図である。 筋電位電極の取り付け位置を示す図である。 筋電位の差を示すグラフである。 筋電位のＲＭＳ値データをフーリエ変換した結果を示すグラフである。 図１４（Ａ）の姿勢における電気刺激による筋電位の変化を示すグラフである。 図１５の甲の箇所での周波数解析の結果を示すグラフである。 各電流値についての時間と速度との関係を示すグラフである。 各電流値ごとの指伸展度を示すグラフである。 各電流値ごとの指俊敏さを示すグラフである。 図１４（Ｃ）における筋が緩んでいる状態の筋電位を示すグラフである。 図１４（Ｄ）における筋が張っている状態の筋電位を示すグラフである。 LabVIEWによる実際の筋電位の計測画面を示す図である。

実施の形態１
まず、この発明を実施するために前提となる麻痺機能回復訓練装置について説明する。図１は本発明の実施の形態１に係る麻痺機能回復訓練装置１０の全体の構成を示すものである。

麻痺機能回復訓練装置１０は、移動可能な移動台１２と、この移動台１２上の一端に設けられる前腕載せ台１３と、移動台１２上に設けられ水平軸廻りに回転可能に支持され上面が開放されている半割筒体１５と、この半割筒体１５内に設けられるスティック１６と、半割筒体１５内に設けられる手首支持部１７と、一端が半割筒体１５に連結され水平軸に沿って延びる駆動軸１４と、駆動軸１４を駆動するサーボモータ２１とを備える。これらの構成要素が運動手段を構成する。移動台１２は、支柱２６、２８等で構成されており、下部に取り付けられた車輪によって前後左右に移動可能である。また、スティック１６には、報知手段の一形態である発光素子７１が設けられている。

また、麻痺機能回復訓練装置１０は、エンコーダ２３及び制御部２４を備える。エンコーダ２３は、このサーボモータ２１に取り付けられており、サーボモータ２１のモータ軸（駆動軸１４に連結する軸）の回転角を計測する。制御部２４は、ＣＰＵ及びメモリを有するコンピュータから成るコントローラであり、メモリに格納されたプログラムをＣＰＵが実行することにより、各種制御を行う。制御部２４は、このエンコーダ２３から回転角情報を取得し、サーボモータ２１を駆動して、半割筒体１５を左右の一方向に正転させ、停止させ、逆転させ、停止させることを繰り返す。制御部２４は、正転では機能回復を図る筋の緊張で筋の伸張反射を起こして神経細胞を興奮させるための筋の刺激を与える速度を制御し、逆転では筋の刺激を持続して筋緊張を維持するために抵抗力を付与するように、一連の制御をなす。制御部２４には、報知手段の一形態であるスピーカ７２が設けられている。

本実施の形態に係る麻痺機能回復訓練装置１０の訓練の対象となるのは、患者の前腕部５８である。患者の前腕部５８は前腕載せ台１３に載せられ、患者の手首５６は、クッション５７に載せられている。患者の手は、スティック１６を握っている。

電極パッド７４および７５は、患者の前腕部５８の内側及び外側に張り付けられている。この電極パッド７４および７５は制御部２４に配線７３を介して接続されている。制御部２４は、所定のタイミングで電極パッド７４および７５に電圧を印加し、患者の前腕部５８の円回内筋およびに円回外筋に電気的刺激を与える。

片麻痺患者の麻痺側の自主運動を補助的に引起すための筋電気刺激を行うとき、刺激筋において刺激効果の良い場所(モータポインタ)がある。しかし、決められた場所に与える電気刺激量が強すぎると筋は他動的に収縮してしまい（関節を他動的に動かしてしまうことになり）、麻痺肢の自動運動が行えず訓練効果が得られなくなる。

そこで、本発明の実施の形態に係る麻痺機能回復訓練装置１０では、さらに効果の高い訓練を行うべく、筋電気刺激の場所と定量について、患者の前腕部５８に与える筋電気刺激量の適正範囲を見出し、そのような適正範囲の筋電気刺激量を付与する機構を備えた装置を提供するようにしたものである。

また、本実施の形態では、そのような麻痺機能回復訓練装置の制御方法も提供しようとするものである。

図２に示すように、制御部２４は、検出部３０と、刺激付与部３１と、を備える。検出部３０は、刺激付与部３１を介して、患者に付与する適正な経皮的筋電気刺激値（電流値）を検出する。刺激付与部３１は、検出部３０で検出された経皮的筋電気刺激値での筋電気刺激を患者Ｔに付与するとともに、患者Ｔの対象となる刺激目的筋上の部位Ｔ１の筋電位を計測可能である。

図３に示すように、検出部３０によって患者Ｔに付与される適正な経皮的筋電気刺激値(電流値(Current Value))は、筋が硬直する状態の筋電位（Muscle Potential）（硬直：Ｅ１）の８割の電位（Ａ）に対する刺激値（ＸｍＡ）、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位（始動：Ｅ２）の９割の電位（Ａ）に対する刺激値（ＸｍＡ）である。２つの刺激値は、後述のように、一般的にほぼ一致する。

ここで、「８割」、「９割」とは、多数の患者に対して適正な刺激値の計測結果を求めたときに求められる平均値であり、その値は、患者の個人差等によってばらつきを有する値である。実際には、「８割」、「９割」を中心とする統計分布で表される範囲を含むものとする。

例えば、筋が硬直する状態の筋電位に相当する刺激値をＡｒｉとし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に相当する刺激値をＡｓｔとし、患者に付与する経皮的筋電気刺激値をＡｓｈとする。この場合、制御部２４（検出部３０）は、
Ａｓｔ／Ａｒｉ＋Ａｓｈ／Ａｓｔ＝Ｖ（Ｖは１．５以上１．６以下）…（１）
の関係を満たす経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを検出する。この値は、上述のように、筋が硬直する状態の筋電位の８割の電位に相当する刺激値であって、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割の電位に相当する刺激値に合致する。

図４は、Ａｓｈ／Ａｓｔを横軸にとり、Ａｓｔ／Ａｒｉを縦軸にとった場合の実測値をプロットしたものである。図４に示すように、プロットの点からＶの値は楕円内の１．５以上１．６以下に制限される。

麻痺機能回復訓練装置１０（制御部２４）の動作について説明する。まず、図５に示すように、制御部２４（検出部３０）は、筋が硬直する状態の筋電位に相当する刺激値Ａｒｉと、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に相当する刺激値Ａｓｔを実測する（ステップＳ１）。そして、制御部２４（検出部３０）は、上記式（１）を用いて、患者に付与する経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを算出する（ステップＳ２）。さらに、制御部２４（刺激付与部３１）は、経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを患者に付与する（ステップＳ３）。この状態で、リハビリが開始される。そして、運動手段を用いた運動が行われる（ステップＳ４）。

また、経麻痺機能回復訓練装置１０（制御部２４（刺激付与部３１））によって患者に付与される経皮的筋電気刺激値の変動周波数（パルス周波数）は、５０Ｈｚとなっている。上述のような経皮的筋電気刺激値に適正なリハビリ効果が得られるためである。図６には、経皮的筋電気刺激値のパルス周波数を、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、８０Ｈｚ、１２５Ｈｚとしたときの筋の周波数スペクトルのピーク値（ＰＳ値）が示されている。図６に示すように、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、８０Ｈｚ、１２５Ｈｚのうち、ＰＳ値が最も大きいのは５０Ｈｚであった。これは、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、８０Ｈｚ、１２５Ｈｚのうち、５０Ｈｚの場合に最も大きいエネルギーが筋に与えられることを示している。したがって、リハビリ訓練に適正な経皮的筋電気刺激値の周波数は５０Ｈｚであるということになる。

本実施の形態に係る麻痺機能回復訓練装置１０の基本的な構成は、前腕部５８だけでなく。患者の指のリハビリにも適用可能である。

実施の形態２
次に、本発明の実施の形態２について説明する。

本実施の形態に係る麻痺機能回復訓練装置１０は、制御部２４の構成が上記実施の形態１と異なる。図７に示すように、制御部２４は、検出部３２と、刺激付与部３３と、を備える。麻痺機能回復訓練装置１０は、報知部３４をさらに備える。

検出部３２は、刺激付与部３３を介して患者Ｔの刺激目的筋上の部位Ｔ１とその筋以外の部位Ｔ２との計２箇所の電極による筋電位の差が最大となる経皮的筋電気刺激値（電流値）を、患者Ｔに付与する筋電気刺激値として検出する。刺激付与部３３は、部位Ｔ１、部位Ｔ２とに、経皮的筋電気刺激値（電流値）を付与する。報知部３４は、検出部３２で検出された筋電位の差に応じた強度の音又は光を出力する。報知部３４は、図１の発光素子７１又はスピーカ７２に対応する。

麻痺機能回復訓練装置１０（制御部２４）の動作について説明する。まず、図８に示すように、制御部２４（検出部３２）は、部位Ｔ１、Ｔ２に対して与える刺激値（電流値）を変更しながら、その時の部位Ｔ１、Ｔ２の筋電位差を計測する（ステップＳ１１）。この際、報知部３４は、筋電位差に応じた強度を有する音又は光を出力する。そして、制御部２４（検出部３２）は、上記式（１）を用いて、筋電位差が最大となる刺激値を検出する（ステップＳ１２）。さらに制御部２４（刺激付与部３３）は、検出された筋電位差が最大となる刺激値を、患者に付与する経皮的筋電気刺激値Ａｓｈとして、患者Ｔの部位Ｔ１に付与する（ステップＳ３）。この状態で、リハビリが開始される。そして、運動手段を用いた運動が行われる（ステップＳ４）。

なお、実施の形態１、２では、２つの方法を用いて、筋が硬直する状態の筋電位の８割の電位に相当する経皮的筋電気刺激値、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割の電位に相当する経皮的筋電気刺激値を求めたが、他の方法を用いてもよい。単に、筋が硬直する状態の筋電位を求め、その８割の電子に相当する経皮的筋電気刺激値を検出してもよいし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位を求め、その９割の電位に相当する経皮的筋電気刺激値を求めてもよい。

本発明の効果を明らかにするために、健常者１０名の右手中指の伸展筋に電気刺激（５０Ｈｚ）を上昇させながら筋が硬直するまで加えた際の筋の特性を解析した。また、前腕の回内筋・回外筋に対しても同様に解析した。以下、本発明による効果を導くに至った実験とその結果について説明する。

本実験では、リハビリ中に電気刺激を併用し、筋収縮が生じやすい状態をつくり、リハビリ訓練効果を向上させる電気刺激を指伸展筋に直接与え、筋収縮を生じさせることができる点に着目した。また、電気刺激により指の筋収縮が生じ他動的に動き始める刺激値を電気刺激による閾値とした。

図９に人の骨格筋（Muscle）の構造を示す。筋線維（Muscle fiber）は速筋線維と遅筋線維が存在するが、本実験では、速筋線維に注目する。筋線維は筋節（Sarcomere）から成り立っている。一例として、１つの筋節を図１０に示す。筋節には、太いフィラメント（thick filament）と細いフィラメント（thin filament）がある。また、筋節の中央をＭ線、1つの筋節の端をＺ線としている。

図１１に示すように、健常者の場合、運動神経の末端である神経終末に活動電位が伝わると、太いフィラメントと細いフィラメン卜が反応し、互いに滑りあい筋節が収縮する。このことにより筋収縮が起こるすべての筋節が収縮することで、指が伸展する。

筋の易収縮状態においては、いくつかの筋線維は収縮しているが、すべての筋線維が筋収縮状態にあるわけではない。つまり指関節が動いていない易収縮状態では、何かしらの刺激によりすべての筋線維が収縮状態に敏感になりやすく、指が動きやすい。ここで、図１２に示すように、筋の両端にパルス電流による電気刺激（Electrical Stimulation)を与え、指伸筋の速筋線維（fast muscle fiber)のいくつかを収縮させる。このときの電気刺激値を易収縮的電気刺激とする。

以下、本実験の計測方法について説明する。本実験では、低周波治療器トリオ３００(伊藤超短波株式会社）が用いられた。計測では、５０×５０mmの表面電極により電気的刺激を指伸筋に与えた。図１３に示すように、電気的刺激の波形は入力周波数５０Ｈｚとし、パルス幅は１５０μｓに固定し、電流値のみ０．０〜２０ｍＡの範囲で変化させることとした。

また、本実験では直径約３３ｍｍの心電図用電極により電気刺激を与えた際の筋のＥＭＧ信号である筋電位を計測した。

次に、本実験の対象者について説明する。本実験は健常者１０名（２０〜５０代の男性)を対象とし、また被験者の右手中指を対象として計測した。

先ず、本実験の計測時の対象者の姿勢について説明する。本実験では、図１４（Ａ）〜図１４（Ｄ）に示す姿勢で計測を行った。図１４（Ａ）〜図１４（Ｄ）において、まず図１４（Ａ）はリハビリ訓練装置と同じ姿勢になる模型での状態を示す。図１４（Ｂ）はリハビリ訓練装置で計測を行っている様子を示す。また、図１４（Ｃ）は筋が緩んでいる状態を示し、図１４（Ｄ）は筋が張っている状態を示す。ここでは、図１４（Ａ）、図１４（Ｃ）、図１４（Ｄ）では筋電位を計測し、図１４（Ｂ）ではリハビリ訓練装置での指伸展度、指俊敏さを計測した。

次いで、本実験の筋電位電極の取り付け位置について説明する。本実験では、図１５に示すように２か所の筋電位を計測する。すなわち、１つ目は電気刺激を与える目的の筋上（甲）に、２つ目は その目的となる筋以外の箇所、例えば１つ目の筋電位取り付け位置の腕の太さの２割程度離れた位置（乙）に取り付ける。この位置甲が、上記実施の形態２に係る部位Ｔ１に対応し、位置乙が、部位Ｔ２に対応する。

次に、筋電位の計測方法について説明する。中指が他動的に動き、筋が完全に硬直するまで電気刺激（電流）を１ｍＡずつ増やしていき、それぞれの刺激値について３０秒間筋電位を計測する。また、計測の間、筋に電気刺激による依存をなくすために２分間の休憩時間が設けられている。

そして、図１４（Ａ）、図１４（Ｃ）、図１４（Ｄ）の位置それぞれで筋電位を計測し、計測した筋電位のＲＭＳ値を０．０１ｓ毎(１００個のデータ毎)に求め、１０〜１５秒間の筋電位ＲＭＳ値データの平均値をプロッ卜する。ここで、図１５に示す甲と乙の位置の筋電位の差を図１６の棒グラフによって示す。

次いで、計測された筋電位から周波数による解析方法について示す。図１４（Ａ）、図１４（Ｃ）、図１４（Ｄ）の姿勢で計測した筋電位のＲＭＳ値を０．０１ｓ毎(１００個のデータ毎)に求め、１０〜１５秒間の筋電位ＲＭＳ値データを解析に用いる。このデータのうち４０９６個のデータを使用し、図１７に示すように、フーリエ変換によってピーク周波数のＰＳ値（ＰＳ Value）の大きさの比較を行う。

次に、リハビリ訓練装置による評価方法について説明する。図１４（Ｂ）において、訓練１０回中３〜８回の速度データの平均値から指の伸展度、俊敏さを求める伸張反射時において、各サンプリングタイムの速度にサンプリングタイム９ｍｓｅｃを乗じたものを累加することによって面積を求め、この面積を指伸展度とする。また、伸張反射ピークにおける最大速度を指俊敏さとする。

以下、計測結果について説明する。筋電位の結果と周波数による特性解析について、２０代男性健常者Ａの結果を以下に示す。すなわち、図１４（Ａ）の姿勢における電気刺激による筋電位の変化を図１８に示す。図１８において、筋電位(正)（Muscle Potential (true))は図１５に示す甲の箇所の結果を示し、筋電位(外)（Muscle Potential (out))は図１５に示す乙の箇所の結果を示している。

さらに、この２箇所の筋電位の差を図１８の棒グラフ（Muscle potential difference)に示す。また、図１９は、図１５に示す甲の箇所での周波数解析の結果を示している。なお、より具体的には、図１９は、１ｍＡから１３ｍＡまでの各電流値についての周波数（Ｈｚ）とＰＳ値（ＰＳ Value）との関係を示している。また、図２０はリハビリ訓練装置におけるリハビリによる指の運動結果であり、１ｍＡから１１ｍＡまでの各電流値についての時間と指の速度との関係を示している。また、図２１及び図２２はそれぞれ上記電流値ごとの指伸展度（Extensibility）、指俊敏さ（Extension agility）を示している。

計測の際、中指は１１ｍＡで他動的に動き始めた。また、図１８の電位測定の結果を参照すると、１１ｍＡより筋電位の上昇があまり見られなくなっている。このような結果は、１１ｍＡが電気刺激による閥値であるということを示している。さらに、図１９に示す周波数解析から、周波数が集中した５Ｈｚ付近と１５Ｈｚ付近のＰＳ値を見ると、５Ｈｚ付近のＰＳ値の最大は７ｍＡ、１５Ｈｚ付近は１０ｍＡが最大であった。また、図１８に示すように、７ｍＡでの筋電位は、筋が完全に硬直した１３ｍＡの筋電位の８割であり、１０ｍＡの筋電位は１３ｍＡの筋電位の９割である。また、７ｍＡは筋電位の差が最も大きかった箇所でもあった。

また、図２０のリハビリ訓練装置での速度データから、図２１及び図２２に示す結果が得られた。図２１に示す指伸展度（Extensibility)は７ｍＡの時最大であり、図２２に示す指俊敏さ(Extension agility)も７ｍＡが最大であった。よって、この７ｍＡがリハビリ訓練に適した刺激値であるという結果が得られた。他の被験者Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅについても同様な結果となった。その様子を表１に示す。

次に、計測姿勢が及ぼす影響について考察する。本実験では、図１４（Ｃ）の筋が緩んでいる状態と図１４（Ｄ）の筋が張っている状態の筋電位の違い（Muscle potential difference(mv))を比較した。健常者Ａの筋が緩んでいる状態の結果を図２３に示し、筋が張っている状態の結果を図２４に示す。図２３に示すように、筋が緩んでいる状態では、電流値１５ｍＡで筋が完全に硬直状態になった。一方、図２４に示すように、筋が張っている状態では、電流値１３ｍＡで筋が完全に硬直状態となった。つまり、筋が緩んでいる状態では、筋が張っている状態に比べ大きな刺激値が必要であるということが分かった。また、電位差が最大になる箇所も緩んでいる状態は９ｍＡであり、張っている状態は７ｍＡであり、緩んでいる状態の方が刺激値は大きくなっていることが分かる。

刺激値が大きくなると、筋への負担も大きくなってしまう上、痛みを感じるようになり、筋疲労にもつながる。これでは、効果的な訓練を行うことができない。このことから、リハビリ訓練に適した姿勢は筋が張っている状態であることがわかる。この結果を表２に示す。表２に示すように、他の被験者Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅについても同様な結果となったことが分かる。

次に、易収縮状態の特定を音等により簡易化する方法について説明する。実際の現場で筋電位を計測し、周波数解析をし、閥値以下のリハビリ訓練に適した電気刺激値を判断することは難しい。そこで、筋電位の差を利用して電気刺激値を求める。筋電位の差が最大の箇所がリハビリに適した電気刺激値と一致しているためである。筋電位の差をその場で表示させるための装置としてLabVIEW(National Instruments製)を使用し、データ収集のための装置としてNlUSB-6341 X SERlES DAQ(National Instruments製) を使用した。LabVIEWによる実際の筋電位の計測画面を図２５に示す。

図２５の画面左上部には図１２に示す甲の箇所での筋電位のＲＭＳ値、右上部には図１５に示す乙の箇所での筋電位のＲＭＳ値を表示している。この２つの筋電位のＲＭＳ値の差は、画面下部に水平ポインタによって表示されている。この水平ポインタが最大になった電気刺激値がリハビリに適した刺激値であるということがいえる。また、ＲＭＳ値の差から正弦形を生成し、スピーカ７２からの音又は発光素子７１の発光により差の大きさを表すこともできる。差が大きくなると、正弦波の波長が短くなり高い音が発生し、発光素子７１の発光強度が強くなるようにする。これにより、水平ポインタ及び音、光等の双方により易収縮状態の電気刺激値の判断を容易に行える。

以下、本実施例で示した実験についてまとめる。本実験では，健常者１０名の右手中指の伸展筋に電気刺激（５０Ｈｚ）を上昇させながら筋が硬直するまで加えた際の筋の特性を解析した。その結果、以下のような結果が得られた。

第１に、指が他動的に動き始めると、筋電位の上昇が見られなくなり、その直前の刺激値が電気刺激による筋の閥値であることが明らかになった。

第２に、周波数解析より５Ｈｚ付近のＰＳ値の最大の刺激値が筋電位の硬直状態の筋電位の８割の電位に対する刺激値、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割の電位に対する刺激値である。

第３に、リハビリ訓練装置における指伸展度、指俊敏さの双方とも、筋が硬直状態の筋電位の８割の電位に対する刺激値、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割の電位に対する刺激値のときが最大となり、最も良い効果が得られる。

第４に、易収縮状態は電気刺激により筋が完全に収縮し硬直した状態の筋電位の８割の電位に対する刺激値、または筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位の９割に対する刺激値のときであり、この状態のときに最も大きなリハビリ訓練効果が得られる。つまり、易収縮的電気刺激の適正と思われる値を特定することができたといえる。

第５に、リハビリ訓練の姿勢は筋が張っている状態のときの方が緩んでいる状態のときよりも小さい電気刺激値で行えることから、筋が張っている状態のときの方が訓練として適正であることが分かった。

第６に、リハビリに適している刺激値は２箇所の筋電位の差が最大になる個所と一致している。このため、実際の現場では筋電位の差で容易に判断することができることが分かった。

第７に、筋電位差の強弱を音で知らせるようにしたので、訓練作業者が筋電位の強弱を容易に知ることができるようになった。

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。

この発明は、片麻痺患者の回復訓練に使用されるものである。

１０ 麻痺機能回復訓練装置、１２ 移動台、１３ 前腕載せ台、１４ 駆動軸、１５ 半割筒体、１６ スティック、１７ 手首支持部、１８ 駆動軸、１９ 軸受台、２１ サーボモータ、２３ エンコーダ、２４ 制御部、２６、２８ 支柱、３０，３２ 検出部、３１，３３ 刺激付与部、３４ 報知部、５６ 手首、５７ クッション、５８ 前腕部、７１ 発光素子、７２ スピーカ、７３ 配線、７４、７５ 電極パッド、Ｔ 患者、Ｔ１、Ｔ２ 部位

Claims (8)

1. 筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置であって、
   筋が硬直する状態の筋電位に対する刺激値をＡｒｉとし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に対する刺激値をＡｓｔとした場合に、Ａｓｔ／Ａｒｉ＋Ａｓｈ／Ａｓｔ＝Ｖ（Ｖは１．５以上１．６以下）の関係式に基づいて、患者に付与する経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを検出する検出手段と、
   前記検出手段で検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激を患者に付与する刺激付与手段と、
   を備えることを特徴とする麻痺機能回復訓練装置。
2. 筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置であって、
   患者の刺激目的筋上の１箇所とその筋以外の１箇所との計２箇所の電極による筋電位の差が最大となる経皮的筋電気刺激値を、前記患者に付与する筋電気刺激値として検出する検出手段と、
   前記検出手段で検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激を患者に付与する刺激付与手段と、
   を備えることを特徴とする麻痺機能回復訓練装置。
3. 前記筋電位の差の強弱を音で操作者に知らせる報知手段を備えることを特徴とする請求項２に記載の麻痺機能回復訓練装置。
4. 前記刺激付与手段は、
   ５０Ｈｚで値が変動する前記経皮的筋電気刺激を、患者に付与する、
   請求項１から３のいずれか一項に記載の麻痺機能回復訓練装置。
5. 筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置の制御方法であって、
   検出手段が、筋が硬直する状態の筋電位に対する刺激値をＡｒｉとし、筋収縮により関節の動きが始まる状態の筋電位に対する刺激値をＡｓｔとした場合に、Ａｓｔ／Ａｒｉ＋Ａｓｈ／Ａｓｔ＝Ｖ（Ｖは１．５以上１．６以下）の関係を満たす経皮的筋電気刺激値Ａｓｈを検出する検出ステップと、
   電流発生手段が、前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させる電流発生ステップと、
   を含むことを特徴とする麻痺機能回復訓練装置の制御方法。
6. 筋電気刺激を患者に付与することにより片麻痺患者の麻痺を治療する麻痺機能回復訓練装置の制御方法であって、
   検出手段が、筋電気刺激値として、患者の刺激目的筋上に１箇所とその筋以外の１箇所との計２箇所の電極による筋電位の差が最大となる経皮的筋電気刺激値を検出する検出ステップと、
   電流発生手段が、前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させる電流発生ステップと、
   を含むことを特徴とする麻痺機能回復訓練装置の制御方法。
7. 前記電流発生ステップでは、
   前記電流発生手段が、患者の訓練の姿勢を、患者の刺激目的筋が張っている状態としたときに前記検出ステップで検出された経皮的筋電気刺激値で筋電気刺激用の電流を発生させることを特徴とする請求項５又は６に記載の麻痺機能回復訓練装置の制御方法。
8. 前記電流発生ステップでは、
   前記経皮的筋電気刺激値の変動周波数を５０Ｈｚとする、
   請求項５から７のいずれか一項に記載の麻痺機能回復訓練装置の制御方法。