JP2013005881A - Walking aid - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、ユーザの歩行動作を補助する装置に関する。特に、歩行動作のリハビリテーションに好適な歩行補助装置に関する。 The present invention relates to an apparatus for assisting a user's walking motion. In particular, the present invention relates to a walking assist device suitable for rehabilitation of walking motion.
ユーザの歩行動作を補助する装置が研究されている。そのような装置の一つのタイプは、ユーザの脚に装着でき、膝関節回転軸回りにトルクを発生するアクチュエータを備えている。本明細書が開示する技術もそのようなタイプの歩行補助装置に関するものであり、特許文献1にその一例が開示されている。
Devices that assist the user's walking motion have been studied. One type of such device includes an actuator that can be worn on the user's leg and generates torque about the knee joint axis of rotation. The technique disclosed in the present specification also relates to such a type of walking assist device, and an example thereof is disclosed in
上記したタイプの歩行補助装置は、健常者のパワーアップを目的とする場合と、非健常者の歩行補助(リハビリテーションを含む)を目的とする場合のいずれにも用いることができる。しかしながら、健常者と非健常者とでは、想定するユーザの能力(体力や筋力に加えて、俊敏性など)が異なる。例えば、ある種の病気では、膝より下に障害が残ることがある。そのような障害を有する非健常者の多くは、長下肢装具を用いてリハビリを行う。そのような非健常者は、自力では体重を支えきれずに崩れ落ちる虞がある。なお、以下では説明を簡単にするために、ユーザが自己の体重を支えきれずに崩れ落ちることを、「膝折れする」と表現する。リハビリによって機能回復が進んでいくと、非健常者は用いる補助用具を長下肢装具から短下肢装具へと移行していく。長下肢装具から短下肢装具への移行期は、非健常者にとって特に不安定な時期であり、また、介助者が常に側につき、非健常者がバランスを崩すのに備えて対処する必要があるなど、非健常者と介助者の双方に負担を強いるものとなっている。一方で、長下肢装具では、膝が進展状態で固定されているためユーザは膝折れ防止を装具に頼ってしまい、自身の力で体重を支えるための機能回復が不十分となることもある。 The above-described type of walking assistance device can be used both for the purpose of powering up a healthy person and for the purpose of walking assistance (including rehabilitation) of a non-healthy person. However, healthy users and non-healthy people have different assumed user abilities (physical strength, muscle strength, agility, etc.). For example, certain illnesses may leave an obstacle below the knee. Many non-healthy people with such disabilities rehabilitate using long leg braces. Such an unhealthy person may collapse without being able to support his weight by himself. Hereinafter, in order to simplify the description, the fact that the user collapses without supporting his / her weight is expressed as “knee break”. As functional recovery progresses through rehabilitation, the unhealthy person shifts the auxiliary device to be used from the long leg brace to the short leg brace. The transition period from long leg braces to short leg braces is a particularly unstable period for non-healthy people, and caregivers should always be on the side, and non-healthy people need to cope in case of loss of balance. For example, the burden is imposed on both non-healthy people and caregivers. On the other hand, in the long leg brace, since the knee is fixed in the extended state, the user relies on the brace to prevent the knee from being broken, and the function recovery for supporting the weight with his / her own force may be insufficient.
このように、非健常者を想定ユーザとする場合、歩行補助装置には、ユーザが自重を支えきれずに崩れ落ちる虞があることに配慮されていることが望ましい。そのような配慮がない場合、歩行が不自由なユーザのリハビリを目的とするなら十分な補助力を加えないと歩行補助の目的を達せず、さりとて必要以上に補助力を加えてしまうと筋力の低下につながりリハビリの目的を達成しない。本明細書は、歩行動作が不自由な非健常者のリハビリに適した歩行補助装置を提供する。ただし、本明細書が開示する技術は、リハビリ目的だけでなく、非健常者の通常生活における歩行補助に用いても効果があることに留意されたい。 As described above, when a non-healthy person is assumed to be an assumed user, it is desirable that the walking assist device take into account that the user may collapse without being able to support his / her own weight. If there is no such consideration, if the aim is to rehabilitate a user who is unable to walk, sufficient aiming will not be achieved unless sufficient assisting force is applied. Does not achieve the purpose of rehabilitation. The present specification provides a walking assistance device suitable for rehabilitation of a non-healthy person who is unable to walk. However, it should be noted that the technique disclosed in this specification is effective not only for rehabilitation purposes but also for assisting walking in the normal life of non-healthy persons.
前述したように、歩行補助装置の一つのタイプは、ユーザの膝関節回転軸回りにトルクを発生させるアクチュエータと、アクチュエータを制御するコントローラを備える。本明細書が開示する歩行補助装置も、それらアクチュエータとコントローラを備える。本明細書が開示する歩行補助装置は、下腿の揺動角を検知するセンサを備えているとともに、コントローラは、歩行動作中に立脚に対して、次のアルゴリズムに従ってアクチュエータを制御する。(1)揺動角がゼロから第1角度までの間は、膝を伸展させる方向の一定値の第1アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御する。(2)揺動角が第1角度から第2角度の間は、膝を伸展させる方向のトルクであって揺動角に比例する第2アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御する。(3)揺動角が第2角度よりも大きい場合は、揺動角=第2角度のときの第2アシストトルクよりも大きい一定値の第3アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御する。なお、本明細書の説明では、下腿を伸ばした状態を揺動角=ゼロとし、膝屈曲方向を揺動角の正値方向とする計測基準を採用する。ただし、この計測基準は、説明の便宜のためであり、いずれの角度をゼロとするか、あるいは、いずれの回転方向を正方向とするかは任意であって、本明細書が開示する技術に本質的には影響を与えないことに留意されたい。 As described above, one type of walking assist device includes an actuator that generates a torque around the user's knee joint rotation axis and a controller that controls the actuator. The walking assist device disclosed in this specification also includes the actuator and the controller. The walking assistance device disclosed in the present specification includes a sensor that detects the swing angle of the lower leg, and the controller controls the actuator according to the following algorithm with respect to the standing leg during the walking motion. (1) When the swing angle is from zero to the first angle, the actuator is controlled so as to output a first assist torque having a constant value in the direction of extending the knee. (2) When the swing angle is between the first angle and the second angle, the actuator is controlled so as to output a second assist torque that is a torque in the direction of extending the knee and is proportional to the swing angle. (3) When the swing angle is larger than the second angle, the actuator is controlled so as to output a third assist torque having a constant value larger than the second assist torque when the swing angle is equal to the second angle. In the description of the present specification, a measurement standard in which the state where the lower leg is stretched is set to the swing angle = 0 and the knee bending direction is the positive direction of the swing angle is employed. However, this measurement standard is for convenience of explanation. Which angle is set to zero or which rotation direction is set to the positive direction is arbitrary, and is based on the technique disclosed in this specification. Note that it has essentially no effect.
第1角度の一例は約10度であり、第2角度の一例は約20度である。第2角度は、前述したリミット角度と同じく、それ以上膝が曲がると膝折れする可能性が高いと推定される角度に設定することが望ましい。第2の歩行補助装置は、揺動角がゼロから第1角度の間、すなわち、膝が比較的伸びている状態では、膝折れする可能性が低いので、その間はわずかのアシストトルクを出力するにとどめ、ユーザの筋力向上(即ちリハビリ)を促進する。他方、第1角度から第2角度の間は、揺動角が大きくなるにつれてアシストトルクも増大させ、スムーズな歩行動作となるようにユーザを補助する。第2角度より大きい場合は、膝折れする可能性が高くなるので、大きなアシストトルクで強制的に第2角度までは戻してやる。即ち、アシストトルクの大きさは、第1アシストトルク≦第2アシストトルク<第3アシストトルクという関係となる。なお、第1アシストトルク=第2アシストトルクの関係は、揺動角が第1角度に等しいときに成立する。 An example of the first angle is about 10 degrees, and an example of the second angle is about 20 degrees. As with the limit angle described above, the second angle is desirably set to an angle at which it is estimated that there is a high possibility that the knee will bend if the knee bends further. The second walking assist device outputs a slight assist torque during the period when the swing angle is between zero and the first angle, that is, when the knee is relatively extended, the knee is not likely to bend. The improvement of the user's muscular strength (that is, rehabilitation) is promoted. On the other hand, between the first angle and the second angle, the assist torque is increased as the swing angle is increased, and the user is assisted to achieve a smooth walking motion. If the angle is greater than the second angle, the possibility of knee breakage increases, so the assist angle is forcibly returned to the second angle with a large assist torque. That is, the magnitude of the assist torque has a relationship of first assist torque ≦ second assist torque <third assist torque. Note that the relationship of first assist torque = second assist torque is established when the swing angle is equal to the first angle.
上記の歩行補助装置は、下腿の揺動角の大きさに応じてアシストトルクの大きさを変える。下腿の揺動角が小さいうちは(揺動角<第1角度)、一定のアシストトルクを出力してユーザの歩行動作を補助する。揺動角が小さいうちは、比較的に自力で自重を支えやすいので、アシストトルクも小さい値とし、ユーザの筋力の利用を促進する。下腿の揺動角が中程度の場合は(第1角度≦揺動角<第2角度)、揺動角に比例した大きさのアシストトルクを出力する。揺動角が第1角度よりも大きくなると、揺動角の増大に伴って自力で自重を支えるのが困難となるので、アシストトルクも揺動角に比例させて増大させる。膝折れしないようにアシストトルクを増大させつつも、揺動角が小さくなればアシストトルクも小さくなるのでユーザの筋力の利用が促進される。 The walking assist device changes the magnitude of the assist torque according to the swing angle of the lower leg. As long as the swinging angle of the lower leg is small (swinging angle <first angle), a constant assist torque is output to assist the user's walking motion. While the swing angle is small, the weight is relatively easy to support by its own power, so the assist torque is also set to a small value to promote the use of the user's muscle strength. When the swing angle of the lower leg is medium (first angle ≦ swing angle <second angle), an assist torque having a magnitude proportional to the swing angle is output. If the swing angle is larger than the first angle, it becomes difficult to support the weight by itself as the swing angle increases, so the assist torque is also increased in proportion to the swing angle. While the assist torque is increased so as not to bend the knee, the assist torque is also decreased if the swing angle is decreased, so that the user's use of muscle strength is promoted.
揺動角がさらに大きくなると(第2角度≦揺動角)、自力で自重を支えるのは極めて難しくなるので、歩行補助装置が下腿の揺動角を強制的に第2角度まで戻すようにアシストする。これにより膝折れを確実に防止することができる。 If the swing angle is further increased (2nd angle ≤ swing angle), it is extremely difficult to support the weight by one's own force, so the walking assist device assists the forcibly returning the swing angle of the lower leg to the second angle. To do. As a result, it is possible to reliably prevent knee breakage.
コントローラは、揺動角が第2角度を超えた場合は、揺動角がゼロに戻るまで第3アシストトルクを出力し続けるようにアクチュエータを制御することも好適である。一旦第2角度を超えて膝が大きく曲がったときには、体重を支えるのが比較的に楽である揺動角=ゼロまで強制的に戻してやることで、歩行動作をいわば一旦リセットし、改めて歩行動作を開始させる。そのようにユーザを誘導することで、歩行動作(リハビリ)を続け易くする。 The controller preferably controls the actuator so that the third assist torque is continuously output until the swing angle returns to zero when the swing angle exceeds the second angle. Once the knee bends beyond the second angle, it is relatively easy to support the body weight. By forcibly returning the swing angle to zero, the walking motion is reset once, so that the walking motion is once again. To start. By guiding the user in this way, the walking operation (rehabilitation) is easily continued.
(第1実施例)図1に実施例の歩行補助装置2を模式的に示す。図1は、ユーザが装着した状態での歩行補助装置2を示している。歩行補助装置2は、ユーザの脚に沿って装着して用いるいわゆる装着型デバイスである。歩行補助装置2は、機構的には、主として大腿リンク5、下腿リンク9、足リンク11、大腿リンク5と下腿リンク9を連結する膝ジョイント7、下腿リンク9と足リンク11を連結する足首ジョイント10からなる多リンク多関節機構を有している。大腿リンク5はベルトでユーザの大腿に固定され、下腿リンク9はベルトでユーザの下腿に固定される。図示を省略しているが、足リンク11は靴を備えており、ユーザがその靴を履くことによって足リンク11がユーザに固定される。歩行補助装置2をユーザが装着すると、膝ジョイント7は、ユーザの膝関節の回転軸とほぼ同軸に位置することになり、足首ジョイント10は、ユーザの足首関節の回転軸(ピッチ軸回りの回転軸)とほぼ同軸に位置することになる。
(First Embodiment) FIG. 1 schematically shows a
図2を参照して、本明細書で用いる揺動角とアシストトルクの計測基準(ゼロ点と正値方向の定義)を説明する。図2に示すように、下腿の揺動角Agは、大腿リンク5の長手方向を下方に延長した直線L1と下腿リンク9がなす角度として定義する。従って、大腿リンク5と下腿リンク9が一直線に並んだ状態、即ち、ユーザが下腿を伸ばした状態が揺動角Ag=ゼロに相当する。揺動角Agの正値の方向は、ユーザが膝を曲げる方向と定義する。アシストトルクTqは、膝が曲がった状態から膝を伸ばす方向(下腿リンクが前方へ揺動する方向)を正値と定義する。即ち、正値のアシストトルクは、ユーザの膝折れに抗するように作用する。
With reference to FIG. 2, the measurement standard (definition of zero point and positive value direction) of the swing angle and assist torque used in this specification will be described. As shown in FIG. 2, the crus swing angle Ag is defined as an angle formed by a straight line L <b> 1 extending in the longitudinal direction of the
図1に戻って歩行補助装置2の説明を続ける。なお、図3に歩行補助装置2のブロック図を示すので同時に参照されたい。膝ジョイント7には、モータ8(アクチュエータ)と角度センサ6が内蔵されている。足リンク11の靴底には荷重センサ12が内蔵されている。各センサのデータは、大腿リンク5に固定されたコントローラ20に送られる。コントローラ20は、センサデータに基づいてモータ8へ指令値を出力する。
Returning to FIG. 1, the description of the walking assist
モータ8の駆動力によって、下腿リンク9が大腿リンク5に対して相対的に揺動する。大腿リンク5と下腿リンク9はそれぞれユーザの大腿と下腿に固定されているので、モータ8の駆動力は、ユーザの下腿を揺動させる力となる。即ち、モータ8は、ユーザの膝関節回転軸回りにトルクを与える。後述するようにコントローラ20(歩行補助装置2)は、ユーザの歩行動作を補助する(アシストする)ようにトルクを発生させる。そこで、本明細書では、モータ8(歩行補助装置2)が出力するトルクをアシストトルクと称する。図1に示すように、本実施例では、歩行補助装置2はユーザの左脚に装着され、左脚の動きを補助する。
The
角度センサ6は、エンコーダであり、大腿リンク5と下腿リンク9がなす角度を計測する。この角度は、ユーザの大腿と下腿がなす角度であり、先に説明した揺動角Agに相当する。荷重センサ12は、歩行補助装置2を装着した脚(実施例の場合は左脚)の足に加わる床反力を計測する。荷重センサ12が計測する床反力の大きさは、コントローラ20が、歩行補助装置2を装着した脚の足が接地しているか否かを判断するのに用いられる。
The
図3に示すように、歩行補助装置2は、コントローラ20の他に入力デバイス22と記憶装置23を備えている。なお、図1では入力デバイス22と記憶装置23の図示は省略した。入力デバイス22は、歩行補助装置2の起動や停止を指示するためのスイッチと、コントローラ20が実行する制御アルゴリズム(後述)に用いる各種パラメータを入力するスイッチを備える。各種パラメータは、歩行補助装置2のユーザ、あるいはユーザのリハビリを補助する者(療法士など)が入力する。入力されたパラメータは、記憶装置23に記憶される。
As illustrated in FIG. 3, the walking assist
図4のフローチャートを参照して、コントローラ20が実行する処理(制御)を説明する。コントローラ20は、荷重センサ12のセンサデータを取得し、さらに、角度センサ6のセンサデータを取得する(ステップS2、S3)。角度センサ6のセンサデータが揺動角Agに相当する。コントローラ20は、今回取得した揺動角の値と過去に取得した揺動角の値の差分をとって揺動角速度dAgを算出する(ステップS4)。差分法としては、単純なオイラー法のほか、中央差分法、後退差分法、あるいは、2階差分法など、多数の良く知られた方法があり、いずれを用いてもかまわない。
A process (control) executed by the
次にコントローラ20は、歩行補助装置2を装着した脚が立脚の状態にあるか否かを判断する(ステップS5)。この判断は、荷重センサ12のセンサデータに基づく。具体的には、荷重センサ12のセンサデータが、ゼロあるいはゼロに近い値である場合に、コントローラ4は、脚が立脚状態ではない(即ち遊脚状態にある)と判断する。歩行補助装置2を装着した脚が立脚状態でないと判断された場合は、アシストトルクを出力することなく、処理を終了する(ステップS5:NO)。
Next, the
歩行補助装置2を装着した脚が立脚状態であった場合(ステップS5:YES)、コントローラ20は、以下の数式(1)に基づいて、アシストトルクTqの指令値を設定する。なお、図2で説明したように、揺動角Agは膝屈曲方向を正値とするが、アシストトルクTqは膝を伸ばす方向に作用するトルクを正値とすることに留意されたい。
When the leg on which the
(数1)においてkaは比例ゲインでありkdは微分ゲインである。ka、kdは共に一定値であり、前述した入力デバイス22によってユーザ(あるいは療法士)によって入力される。コントローラ20は、(数1)に従い、揺動角Agがリミット角度AgHよりも大きい場合にはトルク指令値TqとしてTq1を設定する(ステップS6:YES、S7)。設定されたトルク指令値Tqはモータ8へ出力される(ステップS14)。モータ8は、指令されたアシストトルクを出力する。
In (Equation 1), ka is a proportional gain, and kd is a differential gain. Both ka and kd are constant values and are input by the user (or therapist) by the
Tq=T1は、揺動角Agがリミット角度AgHよりも大きい場合のアシストトルク(指令値)の大きさである。リミット角度AgHは、例えば20度であり、この角度以上に膝が屈曲すると膝折れする可能性が高いという角度に設定される。別言すれば、リミット角度とは、その角度までならば、ユーザが自力で自重を支えることができるであろうと推測される値に設定される。リミット角度AgHは、リハビリを担当している療法士がユーザの状態を観察して定めることが好ましい。 Tq = T1 is the magnitude of the assist torque (command value) when the swing angle Ag is larger than the limit angle AgH. The limit angle AgH is, for example, 20 degrees, and is set to an angle at which there is a high possibility that the knee will bend when the knee is bent beyond this angle. In other words, the limit angle is set to a value that is estimated that the user will be able to support the weight by himself / herself up to that angle. The limit angle AgH is preferably determined by a therapist in charge of rehabilitation by observing the state of the user.
(数1)に示されているように、Tq1は、リミット角度AgHを超えた揺動角Agを、リミット角度AgHへ戻すように作用する。Tq1は、膝折れが懸念される程に膝が屈曲した場合に、ユーザが自力で自重を支えることができると推測される角度(即ちリミット角度AgH)まで揺動角を強制的に戻すように作用する。 As shown in (Expression 1), Tq1 acts to return the swing angle Ag exceeding the limit angle AgH to the limit angle AgH. Tq1 is set so that the swing angle is forcibly returned to an angle (that is, a limit angle AgH) that is estimated to be able to support the weight of the user by himself / herself when the knee is bent to such a degree that the knee may be broken. Works.
揺動角Agがリミット角度AgH以下であり(ステップS6:NO)、かつ、角速度dAgがゼロより大きい場合(ステップS8:YES)、コントローラ20は、トルク指令値Tq=Tq2を設定する(ステップS12)。設定されたトルク指令値Tqはモータ8へ出力される(ステップS14)。モータ8は、指令されたアシストトルクを出力する。
When the swing angle Ag is equal to or smaller than the limit angle AgH (step S6: NO) and the angular velocity dAg is greater than zero (step S8: YES), the
Tq2は、下腿の揺動角速度に比例する大きさとなる。さらに、Tq2は、下腿が膝屈曲方向に揺動している間(即ち、dAg>0の間)だけ、与えられる。下腿が伸展方向に揺動しているか、あるいは揺動していないとき(即ち、dAg≦0)には、トルク指令値Tq=0が設定される(ステップS8:NO、S13)。即ちこのときは、アシストトルクは出力されない。 Tq2 is proportional to the swinging angular velocity of the lower leg. Furthermore, Tq2 is given only while the lower leg swings in the knee flexion direction (that is, while dAg> 0). When the lower leg is swinging in the extension direction or not swinging (that is, dAg ≦ 0), the torque command value Tq = 0 is set (steps S8: NO, S13). That is, at this time, the assist torque is not output.
Tq2は、ユーザの下腿が膝屈曲方向に揺動している間だけ、揺動角速度に比例した大きさで与えられる。即ち、膝折れが懸念される間だけ、ユーザを補助するように作用する。dAg≦0の場合、即ち、下腿が伸展方向に揺動しているか、あるいは揺動していないときは、ユーザが自力で自重を支えていることを示すから、そのような場合にはアシストトルクをユーザに加えない。これによって、歩行補助装置2は、ユーザの筋力回復(即ちリハビリ)を促進する。
Tq2 is given in a magnitude proportional to the swing angular velocity only while the user's lower leg swings in the knee flexion direction. In other words, it acts to assist the user only while there is a concern about knee bending. In the case of dAg ≦ 0, that is, when the lower leg is swinging in the extending direction or not swinging, it indicates that the user is supporting the weight by his / her own force. Is not added to the user. Thereby, the walking assist
アシストトルクTq2が出力されていても膝屈曲方向の揺動が止まらないこともあり得る。しかしその場合でも、少なくとも膝屈曲方向の揺動速度は遅くなる。膝折れに至るまでの時間が長くなるから、その間に介助者が補助すればよい。歩行補助装置2は、膝折れに抗するようにアシストトルクを加えながらも、できるだけユーザが筋力を使うことを促進する。
Even if the assist torque Tq2 is output, the swing in the knee flexion direction may not stop. However, even in that case, at least the swing speed in the knee flexion direction is slow. Since it takes a long time to break the knee, an assistant may assist during that time. The walking
なお、(数1)におけるTq1の条件「Ag>AgH]は、「Ag≧AgH」であってもよいことに留意されたい。同様に、(数1)におけるTq2の条件「dAg>0」は、「dAg≧0」であってもよいことに留意されたい。重要な点は、リミット角度AgHが設けてあり、揺動角Agがリミット角度AgH以下(あるいはリミット角度AgH未満)の間は揺動角Agには依存しないが揺動角速度dAgに依存するアシストトルクが出力され、揺動角Agがそのリミット角度より大きくなった場合(あるいは揺動角Agがリミット角度以上となった場合に)、揺動角Agをリミット角度AgHまで強制的に戻すアシストトルクが出力される点にある。 Note that the condition “Ag> AgH] of Tq1 in (Equation 1) may be“ Ag ≧ AgH ”. Similarly, it should be noted that the condition “dAg> 0” of Tq2 in (Equation 1) may be “dAg ≧ 0”. The important point is that the limit angle AgH is provided, and the assist torque does not depend on the swing angle Ag but depends on the swing angular velocity dAg while the swing angle Ag is equal to or less than the limit angle AgH (or less than the limit angle AgH). Is output, and when the swing angle Ag is larger than the limit angle (or when the swing angle Ag is equal to or greater than the limit angle), an assist torque for forcibly returning the swing angle Ag to the limit angle AgH is generated. It is at the point to be output.
(第2実施例)次に、第2実施例の歩行補助装置を説明する。第2実施例の歩行補助装置は、構成は第1実施例の歩行補助装置2と同じであるので説明は省略する。従って、第2実施例の歩行補助装置の各部を示す符号も第1実施例のものを用いる。第2実施例の歩行補助装置は、コントローラ20が実施する制御アルゴリズムが、第1実施例のものと異なる。
(Second Embodiment) Next, a walking assist device of the second embodiment will be described. Since the configuration of the walking assist device of the second embodiment is the same as that of the walking assist
第2実施例の歩行補助装置のコントローラは、次の数式(2)に基づいて、アシストトルクTqを設定する。 The controller of the walking assist device of the second embodiment sets the assist torque Tq based on the following formula (2).
(数2)において、揺動角AgLとAgHは定数である。また、(数2)において、TqAとTqBは一定値である。TqAの大きさは、歩行補助装置だけでユーザの体重を支えるのに十分な大きさに設定される。TqBは、小さな値に設定される。さらに、(数2)において、Flagとは、揺動角Agがリミット角度AgHを超えたときに「1」に設定され、揺動角Agがゼロに戻ったとき(あるいは遊脚期に移行したとき)に「0」にリセットされる。Flagの技術的意味は図6のフローチャートにて説明する。 In (Expression 2), the swing angles AgL and AgH are constants. In (Expression 2), TqA and TqB are constant values. The size of TqA is set to a size sufficient to support the weight of the user with only the walking assistance device. TqB is set to a small value. Further, in (Equation 2), Flag is set to “1” when the swing angle Ag exceeds the limit angle AgH, and when the swing angle Ag returns to zero (or has shifted to the swing phase). To 0). The technical meaning of Flag will be described with reference to the flowchart of FIG.
(数2)のトルク指令値Tqをグラフに示したのが図5である。図5に示すように、第2実施例の場合、アシストトルクTqは揺動角に依存する。揺動角Agが第1角度AgL以下の場合、コントローラ20は、一定値Tq1(第1アシストトルク)=TqBをアシストトルクの指令として設定する。揺動角Agが第1角度AgLから第2角度AgHの間では、コントローラ20は、揺動角Agに比例したトルク指令値Tq2(第2アシストトルク)を設定する。揺動角Agが第2角度AgHよりも大きい場合、コントローラ20は一定値Tq3(第3アシストトルク)=TqAをトルク指令値として設定する。図5に示されているように、第3アシストトルクTq3は、揺動角Agが第2角度AgHに等しいときの第2アシストトルクTq2よりも大きい値に設定されている。なお、図5のグラフでは図示を省略しているが、(数2)が示すように、コントローラ20は、揺動角Agが一旦第2角度AgHを超えたら、揺動角Agがゼロに戻るまでは、トルク指令値を第3アシストトルクTq3=TqAに固定する。
FIG. 5 is a graph showing the torque command value Tq of (Equation 2). As shown in FIG. 5, in the case of the second embodiment, the assist torque Tq depends on the swing angle. When the swing angle Ag is equal to or smaller than the first angle AgL, the
なお、モータ8は、コントローラ20が出力するアシストトルク指令値の通りにトルクを出力するので、トルク指令値=実際に出力されるアシストトルクである。
Since the
図5のグラフのアシストトルク出力を実現する制御フローチャートを図6に示す。以下、図6のフローチャートに沿ってコントローラ20の処理を説明する。
FIG. 6 shows a control flowchart for realizing the assist torque output of the graph of FIG. Hereinafter, the processing of the
コントローラ20は、荷重センサ12のセンサデータを取得し、さらに、角度センサ6のセンサデータを取得する(ステップS22、S23)。そしてコントローラ20は、荷重センサのセンサデータに基づいて歩行補助装置を装着した脚が立脚であるか否かを判定する(ステップS24)。ここまでの処理は、第1実施例と同じである。なお、歩行補助装置を装着した脚が立脚状態ではない場合(即ち、遊脚状態である場合)、コントローラ20は、Flagにゼロをセットして処理を終了する(ステップS25)。ステップS25におけるFlagへのゼロのセットは、いわゆるリセットに相当する。歩行補助装置を装着した脚が立脚の場合(ステップS24:YES)、処理はステップS26へ移行する。
The
Flagは、揺動角Agが第2角度AgHを超えたら「1」にセットされる(ステップS26:YES、S27)。また、「1」にセットされたFlagは、揺動角Agがゼロまで戻ったときにゼロにリセットされる(ステップS32:YES、S33)。すなわち、Flagは、揺動角Agが第2角度AgHを超えると「1」にセットされ、その後は揺動角がゼロに戻るまで「1」に維持され、揺動角Agがゼロへ戻るとゼロにリセットされる。Flagが「1」の間は、トルク指令値TqにTq3=TqAが設定される(ステップS28)。即ち、コントローラ20は、揺動角Agが第2角度AgHよりも大きい場合は、第3アシストトルクTq3を出力するようにモータ8を制御する。ここで、第3アシストトルクTq3は、揺動角Agが第2角度AgHに等しいときの第2アシストトルクTq2よりも大きい一定値である。さらにコントローラ20は、一旦揺動角Agが第2角度AgHを超えた場合は、揺動角Agがゼロに戻るまで第3アシストトルクTq3を出力し続けるようにモータ8を制御する。
Flag is set to “1” when the swing angle Ag exceeds the second angle AgH (step S26: YES, S27). The flag set to “1” is reset to zero when the swing angle Ag returns to zero (steps S32: YES, S33). That is, Flag is set to “1” when the swing angle Ag exceeds the second angle AgH, and thereafter maintained at “1” until the swing angle returns to zero, and when the swing angle Ag returns to zero. Reset to zero. While the flag is “1”, Tq3 = TqA is set as the torque command value Tq (step S28). That is, the
Flagが「1」でなく、かつ、揺動角Agが第2角度AgH以下である場合、コントローラ20は、揺動角Agと第1角度AgLを比較する(ステップS34)。揺動角Agが第1角度AgLよりも大きい場合、コントローラ20は、トルク指令値Tqに第2アシストトルクTq2を設定する(ステップS35)。揺動角Agがゼロと第1角度AgLの間である場合は、コントローラ20は、トルク指令値Tqに第1アシストトルクTq1を設定する(ステップS36)。設定されたトルク指令値Tqはモータ8へ出力される(ステップS37)。前述したように、モータ8は、指令値に従ってトルクを出力するから、トルク指令値=出力されるアシストトルクである。
When the flag is not “1” and the swing angle Ag is equal to or smaller than the second angle AgH, the
第2角度AgHは、第1実施例のリミット角度AgHと同じ大きさでよい。即ち、第2角度AgHには、それ以上膝が曲がると膝折れする可能性が高いと推定される角度が設定される。第2角度AgHの具体的な一例は20度である。第1角度AgLには、ユーザが体重を十分自力で支えることができるであろうと推測される角度に設定される。第1角度AgLの具体的な一例は、第2角度Agの半分の約10度である。第1角度AgL、第2角度AgHは、ユーザのリハビリを監督する療法士がユーザの状態を観察して定めるのがよい。 The second angle AgH may be the same size as the limit angle AgH of the first embodiment. In other words, the second angle AgH is set to an angle that is estimated to have a high possibility of bending the knee when the knee is further bent. A specific example of the second angle AgH is 20 degrees. The first angle AgL is set to an angle at which it is estimated that the user will be able to support his / her weight sufficiently. A specific example of the first angle AgL is about 10 degrees, which is half of the second angle Ag. The first angle AgL and the second angle AgH may be determined by observing the state of the user by a therapist who supervises the user's rehabilitation.
図5、図6から明らかなとおり、第2実施例の歩行補助装置は、揺動角Agが小さい間は、一定値の小さい値である第1アシストトルクTq1を出力し、揺動角がやや大きくなると(AgL<Ag<AgH)と、揺動角Agに比例する第2アシストトルクTq2を出力する。第2アシストトルクTq2は、揺動角Agが大きくなるほどに大きくなるので、ユーザは安心して膝を屈曲させることができる。この歩行補助装置は、さらに、揺動角Agが第2角度AgHを超えると、ユーザの体重を支えるのに十分な一定の第3アシストトルクTq3を出力する。歩行補助装置は、揺動角Agが一旦第2角度AgHを超えた後は、揺動角Agがゼロに戻るまで、第3アシストトルクを出力し続ける。揺動角Ag=ゼロは、ユーザが直立した状態に相当する。即ち、一旦膝折れの可能性が高まった場合(Ag>AgH)、歩行補助装置は、ユーザの脚を直立状態まで戻し、安定した姿勢に確実に戻す。上記アルゴリズムにより、ユーザは安心してリハビリ(歩行訓練)を行うことができる。 As is apparent from FIGS. 5 and 6, the walking assist device of the second embodiment outputs the first assist torque Tq <b> 1 that is a small constant value while the swing angle Ag is small, and the swing angle is slightly higher. When it becomes larger (AgL <Ag <AgH), the second assist torque Tq2 proportional to the swing angle Ag is output. Since the second assist torque Tq2 increases as the swing angle Ag increases, the user can flex the knee with peace of mind. Furthermore, when the swing angle Ag exceeds the second angle AgH, this walking assist device outputs a constant third assist torque Tq3 sufficient to support the weight of the user. Once the swing angle Ag exceeds the second angle AgH, the walking assist device continues to output the third assist torque until the swing angle Ag returns to zero. The swing angle Ag = 0 is equivalent to a state where the user stands upright. That is, once the possibility of knee breakage is increased (Ag> AgH), the walking assistance device returns the user's leg to an upright state and reliably returns it to a stable posture. With the above algorithm, the user can perform rehabilitation (walking training) with peace of mind.
実施例の歩行補助装置に関する留意点を述べる。「ユーザの下腿が膝伸展方向に揺動している間はアシストトルクを出力しない」とは、膝伸展方向に僅かなトルクを出力させ、ユーザの脚に沿って装着されるデバイスの機械抵抗(例えば下腿リンクと大腿リンクのジョイントの回転抵抗)をキャンセルする場合を含む。下腿リンクと大腿リンクの間の回転抵抗が非常に小さい場合には、単純にアクチュエータへの電力供給をカットすることであってもよい。例えば、下腿リンクを揺動させるアクチュエータが、回転慣性モーメントの小さなモータが下腿リンクの回転軸に直結しているダイレクトドライブ方式である場合は、モータへの電力供給を遮断するだけでもよい。 Points to be noted regarding the walking assistance device of the embodiment will be described. “The assist torque is not output while the user's lower leg is swinging in the knee extension direction” means that a slight torque is output in the knee extension direction and the mechanical resistance of the device worn along the user's leg ( For example, this includes a case of canceling the rotational resistance of the joint between the lower leg link and the thigh link. When the rotational resistance between the lower leg link and the lower leg link is very small, the power supply to the actuator may be simply cut. For example, when the actuator that swings the crus link is a direct drive system in which a motor having a small rotational inertia moment is directly connected to the rotation shaft of the crus link, the power supply to the motor may be cut off.
実施例の歩行補助装置は、アクチュエータとしてモータを採用しているが、アクチュエータはモータに限られない。油圧、水圧、あるいは空気圧を利用するアクチュエータであってもよい。 The walking assistance device of the embodiment employs a motor as an actuator, but the actuator is not limited to a motor. An actuator using hydraulic pressure, water pressure, or air pressure may be used.
実施例の歩行補助装置は、歩行動作をスムーズに行うことができない非健常者を対象ユーザとする。歩行補助装置は、そのようなユーザが歩行動作のリハビリテーションを行う際にユーザに取り付けられる。ユーザに装着された歩行補助装置は、ユーザが膝折れしそうになると大きなアシストトルクを出力し、ユーザが崩れ落ちることを防止する。その一方で、第1実施例の歩行補助装置は膝伸展方向に揺動している間はアシストトルクを出力せず、また、第2実施例の歩行補助装置は揺動角が小さいうちは小さなアシストトルクを出力するように構成されており、ユーザの筋力回復をできるだけ妨げないように配慮されている。本明細書が開示する歩行補助装置は、歩行動作が不自由な非健常者のリハビリに適している。しかし、本明細書が開示する歩行補助装置は、高齢者に適用しても効果を奏するものであるし、例えば重量物を運搬する場合など、健常者が使っても効果を奏するものである。 The walking assistance apparatus of an Example makes a non-healthy person who cannot perform a walking operation | movement smoothly an object user. The walking assist device is attached to the user when such a user performs rehabilitation of walking motion. The walking assistance device attached to the user outputs a large assist torque when the user is about to break the knee, preventing the user from collapsing. On the other hand, the walking assist device of the first embodiment does not output assist torque while swinging in the knee extension direction, and the walking assist device of the second embodiment is small as long as the swing angle is small. It is configured to output assist torque, and consideration is given so as not to hinder the user's recovery of muscle strength as much as possible. The walking assistance device disclosed in this specification is suitable for rehabilitation of a non-healthy person who is unable to walk. However, the walking assist device disclosed in the present specification is effective even when applied to an elderly person, and is effective even when used by a healthy person, for example, when carrying heavy objects.
以上、本発明の具体例を詳細に説明したが、これらは例示に過ぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組合せによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組合せに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成し得るものであり、そのうちの一つの目的を達成すること自体で技術的有用性を持つものである。 Specific examples of the present invention have been described in detail above, but these are merely examples and do not limit the scope of the claims. The technology described in the claims includes various modifications and changes of the specific examples illustrated above. The technical elements described in this specification or the drawings exhibit technical usefulness alone or in various combinations, and are not limited to the combinations described in the claims at the time of filing. In addition, the technology exemplified in this specification or the drawings can achieve a plurality of objects at the same time, and has technical usefulness by achieving one of the objects.
2:歩行補助装置
4:コントローラ
5:大腿リンク
6:角度センサ
7:膝ジョイント
8:モータ
9:下腿リンク
10:足首ジョイント
11:足リンク
12:荷重センサ
20:コントローラ
22:入力デバイス
23:記憶装置
2: Walking assist device 4: Controller 5: Thigh link 6: Angle sensor 7: Knee joint 8: Motor 9: Lower leg link 10: Ankle joint 11: Foot link 12: Load sensor 20: Controller 22: Input device 23: Storage device
Claims (2)
ユーザの膝関節回転軸回りにトルクを発生させるアクチュエータと、
下腿の揺動角を検知するセンサと、
アクチュエータを制御するコントローラと、
を備えており、コントローラは、
下腿を伸ばした状態を揺動角=ゼロとし、膝屈曲方向を揺動角の正値方向としたときに、歩行動作中の立脚に対して、
揺動角がゼロから第1角度までの間は、膝を伸展させる方向の一定値の第1アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御し、
揺動角が第1角度から第2角度の間は、膝を伸展させる方向のトルクであって揺動角に比例する第2アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御し、
揺動角が第2角度よりも大きい場合は、揺動角が第2角度に等しいときの第2アシストトルクよりも大きい一定値の第3アシストトルクを出力するようにアクチュエータを制御する、
ことを特徴とする歩行補助装置。 A walking assistance device to be worn on the user's leg,
An actuator that generates torque about the user's knee joint rotation axis;
A sensor for detecting the swing angle of the lower leg;
A controller that controls the actuator;
The controller is equipped with
When the leg is stretched when the swinging angle is zero and the knee flexion direction is the positive direction of the swinging angle,
When the swing angle is from zero to the first angle, the actuator is controlled to output a first assist torque having a constant value in the direction of extending the knee,
When the swing angle is between the first angle and the second angle, the actuator is controlled so as to output a second assist torque proportional to the swing angle that is a torque in the direction of extending the knee,
When the swing angle is larger than the second angle, the actuator is controlled to output a third assist torque having a constant value larger than the second assist torque when the swing angle is equal to the second angle;
A walking assistance device characterized by that.
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