Handa, Yasunobu

Hoshimiya, Nozomu

Itoh, Ken-ichi

Kobayashi, Hiroaki

Murakami, Hajime

Ohba, Shigeo

Watanabe, Takashi

伊藤, 建一

半田, 康延

大庭, 茂男

小林, 宏彰

星宮, 望

村上, 肇

渡辺, 高志

Niigata Regional Repository

社団法人電子情報通信学会
THEINSTITUTEOFELECTRONICS,
INFORMATIONANDCOMMUNICATIONENGINEERS
信学技報
TECHNICALREPORTOFIEICE
MBE2001-l46(2002-01)
片麻痒者のFESによる歩行再建のための
電源システムに関する基礎研究
村上肇＊小林宏彰＊伊藤建一＊渡辺高志*鴬
大庭茂男**＊星宮望**＊半田康延↑
＊新潟工科大学情報電子工学科
〒945-ll95新潟県柏崎市藤橋1719
**東北大学情報シナジーセンター
***東北大学大学院工学研究科
↑東北大学未来科学技術共同研究センター
E-mail:*{murakami,itoh}@iee.niit・aC.jp
あらまし片麻溥者の下垂足制御による歩行動作再建を想定し,ユーザ自身の発電による電力供給を行う機能的電気
刺激(FES)システムを提案する．本報告ではまず仕様を明確化する．それに基づき，片麻痩者の健側で発電し，
患側を刺激する，表面電極を用いた1チャネル刺激のシステムを試作する．そして健常者を電気刺激して足関節背
屈を誘発する実験によって,システムの動作を確認する.以上により本手法の原理的な実現可能性を明らかにする．
キーワード機能的電気刺激，片麻庫，歩行，電源，発電
FundamentalStudyonaPowerSupplySystem
fOrFESGaitRestorationofHemiplegicPatients
HajimeMURAKAMI*,HiroakiKOBAYASHI*,Ken-ichilTOH*,TakashiMANABE**,
ShigeoOHBA***,NozomuHOSHIMIYA***,andYasunobuHANDAf
*DepartmentoflnformationandElectronicsEngineering,NiigatalnstituteofTbchnology
FUjnlashil719,Kashiwazaki-shi,9453195Japan
**InfOrmationSynergyCenter,TbhokuUniversity
***GraduateSchoolofEngineering,TohokuUniversity
TNewIndustryCreationHatcheryCenter,'IbhokuUniversity
E-mail:*{murakami,itoh}@iee.niit.acjp
AbStractAnewFunctionalElectricalStimulation(FES)systemwhichelectricpowerisgeneratedbyusersthemselvesis
proposedfOrthegaitrestorationofhemiplegicpatientsbycontrollingtheirdropfbot.SpecificationsfOrthesystemareclarified
andaprototypesystemfbrl-channelstimulationwithsurfaceelectrodesisdeveloped・Itshlnctionisexperimentallyevaluated,:
andthedorsiflexionoftheanklejointofanormals呵ectiselicitedbyusingthesystem.HencethefUndamentalfeasibilityof
themethodisverified.
KeywordsFunctionalElectricalSt伽ulation､hemiplegia｡gait,powersuppl):generationofelectricity
-55-
1．はじめに
1960年代にLibersonらが脳卒中片麻痩者の下垂
足を電気刺激によって制御して以来[1],機能的電気
刺激(FunctionalElectricalStimulation.FES)
は，片麻癖をはじめとする運動機能麻簿に対する生
体工学的な再建法として広く用いられてきている
{2-5］
片麻揮は，脊髄損傷等による四肢麻癖・対麻癖と
は異なり，一側の上肢･下肢の機能が残存している．
そこで片麻輝者へのFESの適用について，健側の
残存機能を利用して患側の機能再建を図る試みが行
われている．既に我々は，制御命令入力の健側から
の検出という観点で，上肢運動機能制御のための筋
電図計測[6],歩行制御のための加速度の計測[7]につい
て報告している．これらは，健側からの情報の取得
という位置付けである．一方，健側からのエネルギ
ーの取得という観点も興味深いすなわち，健側で
発電機を駆動し，それによって患側への電気刺激を
発生させることになる．そのためには，発電系をも
搭載した新たなFES機器の開発が必要となる．
FESに関するエネルギーシステム，言い換えれ
ば電源システムに関する研究としては，埋め込み機
器に対する体外からの電力伝送181や，電極への直接
給電(9)の報告がある．しかし発電系を搭載するFE
Sシステムという観点からの検討はない従来のF
ESシステムでは電源として電池が利用されており，
実用上支障はないものの，電池の容量に応じた寿命
が連続動作の理論的限界となる．一方，発電系を搭
載することで，装置構成は複雑になるものの，電池
の寿命による制約は解消する．そこで本論文では，
ユーザ自身の発電によるFES機器への電力供給に
関する基礎研究を目的とする．そして，片麻痒者の
歩行再建を対象としたシステムを試作し，基本的な
実現可能性を確認したので報告する．
2．基本仕様
機能的電気刺激(FES)による片麻癖者の下垂｛
足制御のためには，基本的には患側遊脚期に前脛骨
筋や総腓骨神経等を刺激して足関節背屈を生じさせ
ればよいこれにより，遊脚期のトウ・クリアラン
スが確保され，歩行が再建される．本研究の刺激装
置ではシステムを単純化させるために，表面電極に
よる1チャネル刺激とした．麻痩が広範に渡ったり，
健常者の歩行パターンにより近づけるために，多数
の筋を刺激する例もあるがllO1,本研究では考慮しな
い．
下垂足制御の電気刺激印加のタイミングを与える
ためには，フットスイッチが広く用いられているlll].
本論文のシステムもそれと同様に，患側足底に取り
付けたフットスイッチで離地，すなわち遊脚期を検
出し，それに同期して刺激を開始させることを想定
している．
FESでの刺激波形はパルス列であり，パルス幅
0.2mS,繰り返し周波数2()Hzの振幅変調方式がよ
く用いられるll21.しかし本システムの場合，電源電
圧の制限により，充分大きい振1幅が与えられない可
能性がある．そこで収縮量増大のために，パルス幅
0.4ms程度，繰り返し周波数60Hz程度とする．刺
激強度は，表面電極方式であることから電圧刺激で
100V程度とする．パルスの包絡線については矩形と
する．但しトウ・クリアランスという観点から考え
れば，患側遊脚期全体に渡って足関節背屈を誘発し
なくても，遊脚期初期のみの制御で充分と思われる．
そこで刺激期間は1秒程度とし，自動的に刺激を停
止させる．ところでより高周波数の刺激は筋疲労を
誘起しやすいことが知られているがilal,ここで想定
している片麻痩者の歩行制御であれば刺激は間欠的
で，デューティ比は小さくなることから，影響は小
さいものと思われる．
電源は健側足底に取り付けた発電機で供給する．
健側接地時にこの発電機を踏み込むことで電圧を発
生させ，これをいったんコンデンサに蓄える．そし
て前述の患側フットスイッチを介して刺激装置に電
力を供給し，刺激に供する．その場合,1回の踏み
込みで1周期に要する電力を発電しなければならな
い．生体の電気刺激に対する等価回路は,1kQ,
10kQ,0.015"Fを接続したもの{141があるが，低周
波数では1kQの純抵抗で近似できる．そこに前述の
パルスが加えられた場合の消費電力は約6mWとな
る．よってこの電力を供給できるだけの発電機，お
よび充電できるコンデンサが必要となる．
3．刺激装置
前章で述べた仕様を踏まえ，刺激システムを試作
した．全体は，発電部・発振部・刺激増1幅部に分け
られる．
基本電源となる発電機は,5V,1.5Wの出力を有
するドコモエンジニアリング製EGC･01を採用した
これを図lに示す．本体上部のグリップを握ること
－56－
,"lllI足部の離地に同期して後段のl11路に対して‘地力
を供給する但し発振部に対しては，電源電圧は
5Vに降下させている．
図lに示した発振部に地力が供給さオLると,前述
の刺激パラメータに合わせたパルスかマルチバイブ
レータによって生成さオL、贈IIIM部に送られる．なお
回路は，通竜後約l5秒で発振を中止するように設
定している．
図5は刺激増幅部である発振部からのパルス信
号は‘トランジスタで電流聰幅され，変圧器を介し
によって発電が行われるが．本システムではこれを
2台並べ‘催{Ⅲ足部への装着を想定している．すな
わち靴底の一部を図zのようにフラップ状にしてお
き．ここに発電機のグリ､ソプを連結する．立脚期の
足底接地によってグリップが抑さオL.給電される
5k普重程度の踏み込みで発遜機を駆動できることか
ら，歩行中の体重移動による発電が可能である．本
研究では主として電子回路構成の検証に重点をおい
ており‘実際の装着部は製作していない．
発電部の回路図を図3に示す．前記の2台の発電
機は直列接続し図の左端の直流電圧源となるこ
れらを同時に駆動することでl()Vの出力を得る．こ
れを，ダイオードを介してコンデンサに充電する．
そして，患側に取り付けたフットスイッチによって．
て刺激電極に送らオしる
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Bottom:DuringthestanCel)hase
Fig.1Generatorofthesystem
(DoCoMoEngmeeringlnC…EGC-01)
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スとなるために，コンデンサ電圧は低下しない．ス
イッチがオンした刺激時には，但|路動作に伴って電
力が消費され，′屯源電圧が緩やかに下降する．スイ
ッチがオフになると，電源電圧は0まで下がるが．
コンデンサ電圧は次の充電時まで保持される．
刺激増幅部出力端における無負荷での波形の一例
を図7に示す．図6下段に示したように電源電圧が
時間とともに変化するために．振幅電圧は下降する
が，パルス幅0.4ms,繰り返し周波数56Hz,最大振
三栄製RA1300:入力インピーダンスIMQ以上）で
サンプリング周波数10kH路にて記録した．
電源電圧に関する各部の波形の一例を図6に示す
波形は上から順に，発電機（2台直列）の出力‘コ
ンデンサの電圧．回路に供給される電源電圧
(VCc=10V)を示す．発電時には，発電出力が10Vま
で上昇し，それに合わせてコンデンサ電圧も上昇す
る．発電出力が下降しても，ダイオードが逆バイア
幅約100Vの出力が得られた
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蕊鍵灘識
灘蕊蕊篝
2m4．m6，8.m
tiITE[=c]
Fig_6Supplledvoltages()fthecircuit
TbP:VOltageofseries-connected
generatOrs
Mid(lle:Vbltageofchargingcapacitor
Bottom:Supphedvoltageofstimulatmg
CirCuit
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笹
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Fig8Elicite(ldorsiflexionoftheanklejo1ntOf
anormalsubject
ToI):Belbrestimulatlon
Bot1･0m:DuringStimulation
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Fig.70utputofthGStimulusaml)lificationblock
－59－
ハ
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次に片麻輝者の下垂足制御を模擬した，健常被験
者による刺激実験を実施した.刺激用の表面電極(N
ECメディカルシステムズ製ディスポーザブル電極
45352)を右下腿前面に貼付し,前脛骨筋を刺激した．
ぱお，本来患側足部に取り付けるスイッチは手で操
作した．実験の様子を図8に示す．同図上段ではス
イッチをオフにしており，刺激を加えていない．し
たがって前脛骨筋は弛緩し，足関節は重力の影響で
底屈している．同図下段ではスイッチをオンにした
直後で，刺激が出力されている．したがって前脛骨
筋が収縮し，足関節背屈が誘発されている．写真で
は示していないが，スイッチがオンした後，約1．5
秒で刺激は停止し，足関節は初期状態に戻る．
5．考察
本研究では，機能的電気刺激(FES)システム
で消費する電力を，ユーザ自身が発電して供給する
ことを目的としている．試作システムで実験した結
果，所望の特性が得られ，健常被験者による模擬実
験ではあるが足関節背屈運動が誘発された．したが
って，本研究で提案した手法についての原理的な実
現可能性が確認された．
ユーザによる発電は通常の歩行動作の中で行われ
ることから，特別な操作なしにエネルギーを装置に
供給できる．このことは，発電装置の装着感が加わ
るかもしれないが，一連の歩行動作の中で装置をあ
まり自覚せずに歩行動作再建が遂行できるものと思
われる．
本研究のシステムでは，健側で発電して患側を刺
激することから，両側の下腿を配線で結ぶ必要があ
る．このことは，システムの装着を困難にし，また
コスメティックな意味でも問題が生じるかもしれな
い．ところで本研究は健側からのエネルギーの取得
という観点で進められてきたが，それに限定せずに，
ユーザからのエネルギーの取得と広く考えたとすれ
ば，患側への発電部の配置が1つの解決法となる．
それにより，システム全体を患側の足部から下腿ま
でに集約できる．但し，患側への発電機の配置が歩
行動作の遂行に負担となる可能性があり，この方式
についてはユーザの残存能力等を考慮する必要があ
ろう．
6．結論
本研究では，片麻庫者の歩行再建を想定し，健側
に装着した発電機でエネルギーを供給して患側を刺
－60－
激する機能的電気刺激(FES)システムを提案し
た．そして仕様の明確化，システムの試作，その動
作確認により，本手法の原理的な実現可能性を確認
した．今後は，健側の発電機や患側のフットスイッ
チを含めてシステム化・小型化する予定である．
なお本研究の一部は，財団法人内田エネルギー
科学振興財団の試験研究費助成を受けた．記して感
謝する．
文献
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Functionalclectrolherap)fArchivcsofPhysicalMedicineand
Rehabilitation,vol.42,pp､101~105,1961
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床整形外科,vol､25,no.9,pp.1030-lO66,Sept.1990
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Aug.1992
[4］特集"FES最前線,"バイオメカニズム学会誌,vol.17,no.1,
pp.554,Feb､1993
{5］特集響治療に役立つ電気刺激,”クリニカルエンジニア
リング,vol.12,no.1,pp.347,Jan.2001
(6)村上肇，伊藤建一，渡辺高志，星宮望，赤坂清和，
半田康延，“機能的電気刺激(FES)システムの制御信号
としての上肢筋電図計測,”電子情報通信学会技術研究
報告(MEとバイオサイバネティックス),MBE97-llO,
pp.129J34,Nov.1997
(7)山岸史歩，渡辺高志，古瀬則夫，村上肇，大庭茂男，
二見亮弘，星宮望，半田康延，“片麻揮者のFES歩行
制御のための動作識別に関する検討,”電子情報通信学
会技術研究報告(MEとバイオサイバネティックス)．
MBE200099,pp､109316,Nov.2000
{81高橋幸郎，星宮望，松木英敏，半田康延,"体外電力
供給方式による埋め込み型機能的電気刺激装置,”医用
電子と生体工学,vol、37,no.1,pp.4351,Mar’1999
{9］佐藤健実，佐藤文博，松木英敏，佐藤忠邦，“機能的電
気刺激用電極への直接給電及び信号伝送法の基礎的研
究,”第40回日本ME学会大会論文集,no.2aF1",p.386,
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[10]半田康延,"FESの最近の進歩,"臨床整形外科,vol､30,
no.2,pp.155J62,Feb､1995
[111市江雅芳，半田康延，“機能的電気刺激(FES)の現
状と未来,"BME,vol.13,no.2,pp.2027,Feb､1999
{12]星宮望，半田康延，“機能的電気刺激,"BME,vol.2,
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[13]星宮望，生体工学,pp.167369,昭晃堂，東京，1997
[14]石山陽事,MEの基礎知識の安全管理,ME技術講習会
テキスト編集委員会(編),pp.84-85,南江堂，東京，1994


Fundamental Study on a Power Supply System for FES Gait Restoration of Hemiplegic Patients

http://nirr.lib.niigata-u.ac.jp/bitstream/10623/77349/1/niit2019_06.pdf

Fundamental Study on a Power Supply System for FES Gait Restoration of Hemiplegic Patients

Abstract

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