JP5882696B2 - Operation assist device and program for operation assist control - Google Patents
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Description
本発明は、動作補助装置及び動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。より詳細には、例えば膝疾患の患者の回復訓練等に用いられる動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。 The present invention belongs to the technical field of motion assist devices and motion assist control programs. More specifically, it belongs to the technical field of, for example, a motion assist device used for recovery training of a patient with knee disease and a motion assist control program used in the motion assist device.
膝疾患の患者が行う回復訓練等（いわゆるリハビリテーション）において、従来は、例えば理学療法士等の補助を受けつつ、その患者が自力で必要な回復訓練等を行っていた。一方近年では、モータ等の駆動源を使用する他動的な回復訓練等（外力を用いて行う回復訓練等）が行われ始めている。このような他動的な回復訓練等には、その患者の身体に装着されて歩行における膝関節部の動きを補助する、いわゆる装着型の歩行アシストロボットが用いられる。この歩行アシストロボットは、患者の膝関節部を含む上腿部及び下腿部にハーネス等を用いて装着され、膝関節部の動きを補助する（換言すれば強制的に動かす）ように動作する。即ち、適切な歩行パターンにおける膝関節部としての動きが実現されるように歩行アシストロボットが動作して、当該膝関節部を動かす。これにより患者は、歩行アシストロボットによる動きに追随するように自立歩行することで、必要な回復訓練等を行える。 In recovery training or the like (so-called rehabilitation) performed by a patient with knee disease, conventionally, the patient performed necessary recovery training or the like by himself / herself with the assistance of a physical therapist or the like. On the other hand, in recent years, other dynamic recovery training using a driving source such as a motor (such as recovery training using external force) has started. For such passive recovery training, a so-called wearable walking assist robot that is worn on the patient's body and assists the movement of the knee joint during walking is used. This walking assist robot is attached to the upper thigh and lower thigh including a patient's knee joint using a harness or the like, and operates to assist the movement of the knee joint (in other words, forcibly move). . That is, the walking assist robot operates to move the knee joint so that the movement as the knee joint in an appropriate walking pattern is realized. Thus, the patient can perform necessary recovery training and the like by walking independently so as to follow the movement by the walking assist robot.
他方、回復訓練等において歩行アシストロボットの動きに患者が追随できない場合や種々の原因で患者がふらついた場合、その患者は不安定な歩行状態になり、最悪の場合は転倒に至って思わぬ怪我をする可能性がある。また従来の歩行アシストロボットは、例えば充電池、ＣＰＵ、各種センサ及びアクチュエータ等を備えるものであり、下肢部全体を含んで装着されるべき大型の装置になることが多いため、上述した転倒等の危険性は更に増す。そこで通常は、上記理学療法士等が患者の回復訓練等に付き添い、転倒を未然に防ぐことが行われている。或いは、歩行アシストロボットごと転倒した患者が受けるダメージを少なくするため、訓練室の床や患者が着る服装をクッション性のある柔らかい材料にすることも行われる。 On the other hand, if the patient cannot follow the movement of the walking assist robot during recovery training, or if the patient fluctuates due to various causes, the patient will be in an unstable gait state, and in the worst case, the patient may fall and cause unexpected injury. there's a possibility that. In addition, conventional walking assist robots include, for example, a rechargeable battery, a CPU, various sensors, actuators, and the like, and are often large devices that should be worn including the entire lower limbs. The risk is further increased. Therefore, usually, the physical therapist or the like accompanies patient recovery training and the like to prevent falls. Alternatively, in order to reduce the damage to the patient who falls with the walking assist robot, the floor of the training room and the clothes worn by the patient are made of a soft material with cushioning properties.
なお上記回復訓練等に用いることが可能な人の歩行の補助のための装置としては、例えば下記特許文献１に記載されている歩行補助装置がある。
As an apparatus for assisting human walking that can be used for the recovery training or the like, for example, there is a walking assist apparatus described in
しかしながら、上述した回復訓練等においては、訓練室の床としては適度な硬さが必要である。また、付き添いを行う理学療法士等の負担も大きなものとなり、複数の患者の面倒を同時に見ることが困難になりつつある。更にこれらにより、従来の歩行アシストロボットは患者の転倒に関して安全性が欠けたものとの認識もあり、その普及の妨げとなっている場合がある。 However, in the above-described recovery training or the like, an appropriate hardness is required for the floor of the training room. In addition, the burden on the physical therapist and the like who accompanies is increasing, and it is becoming difficult to see the troubles of a plurality of patients at the same time. Furthermore, there is a recognition that the conventional walking assist robot lacks safety regarding the fall of the patient, which may hinder the spread of the robot.
この点につき、上記特許文献１に記載されている歩行補助装置では、上述したような患者の転倒防止の観点については何ら考慮されていない。よって特許文献１に記載されている歩行補助装置では上記の各問題点を解決することはできない。
With respect to this point, the walking assist device described in
そこで、本発明は上記の問題点等に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、上述したような患者の回復訓練等における補助を、患者に対して違和感を持たせることなく、自立的且つ安全に行うことが可能な動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムを提供することにある。 Therefore, the present invention has been made in view of the above-mentioned problems and the like, and an example of the problem is that the assist in the recovery training of the patient as described above is independent without making the patient feel uncomfortable. It is to provide an operation assisting device that can be performed safely and safely and an operation assisting control program used in the operation assisting device.
上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する駆動ユニット等の補助手段と、前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記脚の踵が前記歩行面から離れたことを検出する中敷センサ等の踵状態検出手段と、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度センサ等の膝関節角度検出手段と、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後において、前記膝関節部の屈曲角度が、当該膝関節部の屈曲開始から予め設定された第１閾値角度に到達したタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御するＣＰＵ等の制御手段と、を備える。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項１に記載の発明の作用によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面（床面又は地面等を含む。以下、同様。）から離れたことを検出する。そして、踵が歩行面から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が、その屈曲開始から第１閾値角度に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御するので、第１閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。 According to the operation of the first aspect of the present invention, the heel includes a walking surface (a floor surface, the ground, etc.) by the heel state detecting means disposed between the insole of the shoe and the sole of the leg. )) Is detected. Then, after it is detected that the heel has moved away from the walking surface, the assisting means is configured to start assisting the bending operation from the timing when the bending angle of the knee joint portion reaches the first threshold angle from the start of the bending. Since the control is started, the assist of the bending operation is started from the timing when the bending angle reaches the first threshold angle, so that it is independent and safe in accordance with the intention without giving a sense of incongruity to the assistant. Operation can be assisted.
上記の課題を解決するために、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後、前記屈曲動作の補助の開始までの間、前記補助手段を駆動するＤＣモータ等のモータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above problems, the invention according to
請求項２に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出された後、屈曲動作の補助の開始までの間にモータ手段を空転状態とするので、実際に膝関節部の屈曲を開始させる際に、被補助者に対してより違和感を与えることなく、スムーズに膝関節部の屈曲の補助を開始させることができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記屈曲角度の最大値より小さい予め設定された第２閾値角度に当該屈曲角度が到達したタイミングにおいて前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御する用に構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to claim 3 is the motion assisting device according to
請求項３に記載の発明によれば、請求項１又は請求項２に記載の発明の作用に加えて、第２閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングにおいて屈曲動作の補助を終了するので、当該屈曲動作終了後の動作を迅速に開始することができる。
According to the invention described in claim 3, in addition to the action of the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記屈曲動作の終了後に、前記補助手段を駆動するＤＣモータ等のモータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above problems, the invention according to
請求項４に記載の発明によれば、請求項３に記載の発明の作用に加えて、屈曲動作の終了後にモータ手段を空転状態とするので、当該屈曲動作終了後の次の動作をより迅速且つスムーズに開始することができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項５に記載の発明は、請求項３又は請求項４に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第２閾値角度に到達しなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項５に記載の発明によれば、請求項３又は請求項４に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に屈曲角度が第２閾値角度に到達しなかったとき、当該時間経過時に屈曲動作の補助を終了するので、長時間に渡って屈曲動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項６に記載の発明は、請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記補助手段は、前記歩行に伴う前記膝関節部の伸展動作を更に補助すると共に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度センサ等の股関節角度検出手段を更に備え、前記制御手段は、前記膝関節部の屈曲角度の最大値に応じて予め設定された第３閾値角度に前記股関節部の屈曲角度が達したタイミングから前記伸展動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項６に記載の発明によれば、請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、股関節部の屈曲角度を検出し、第３閾値角度に股関節部の屈曲角度が達したタイミングから伸展動作の補助を開始するので、自然な歩行態様に近い制御により、被補助者に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項７に記載の発明は、請求項６に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記伸展動作中において前記膝関節部の屈曲角度が前記第１閾値角度まで戻ったタイミングにおいて前記伸展動作の補助を終了するように、前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項７に記載の発明によれば、請求項６に記載の発明の作用に加えて、伸展動作中において膝関節部の屈曲角度が第１閾値角度まで戻ったタイミングにおいて伸展動作の補助を終了するので、自然な歩行態様に近い制御により、被補助者に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。 According to the seventh aspect of the invention, in addition to the action of the sixth aspect of the invention, the extension operation assistance is terminated at the timing when the knee joint flexion angle returns to the first threshold angle during the extension operation. Therefore, the operation can be safely assisted without imposing a burden on the person being assisted by control close to a natural walking mode.
上記の課題を解決するために、請求項８に記載の発明は、請求項７に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第１閾値角度まで戻らなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記伸展動作の補助を終了するように前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項８に記載の発明によれば、請求項７に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に屈曲角度が第１閾値角度まで戻らなかったとき、当該時間経過時に伸展動作の補助を終了するので、長時間に渡って伸展動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項９に記載の発明は、請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, an invention according to claim 9 is the motion assisting device according to any one of
請求項９に記載の発明によれば、請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、補助手段の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、制御手段としての処理を簡素化できる。
According to the invention described in claim 9, in addition to the operation of the invention described in any one of
上記の課題を解決するために、請求項１０に記載の発明は、請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段を制御するように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to
請求項１０に記載の発明によれば、請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、被補助者のいずれか一方の脚に装着されている補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように各補助手段が制御されるので、両脚の補助手段が同時に補助動作を開始することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。
According to the invention described in
上記の課題を解決するために、請求項１１に記載の発明は、請求項１から請求項１０のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記制御手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段として機能させるように構成される。
In order to solve the above-mentioned problem, an invention described in
請求項１１に記載の発明によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が、その屈曲開始から第１閾値角度に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御するコンピュータが機能するので、第１閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。 According to the eleventh aspect of the present invention, after it is detected that the heel is separated from the walking surface by the heel state detecting means disposed between the insole of the shoe and the sole of the leg, Since the computer that controls the auxiliary means functions to start assisting the bending operation from the timing when the bending angle reaches the first threshold angle from the start of the bending, the timing at which the bending angle reaches the first threshold angle By starting the assist of the bending operation, the operation can be assisted autonomously and safely in accordance with the intention without giving a sense of incongruity to the assistant.
本発明によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面から離れたことを検出し、踵が歩行面から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が、その屈曲開始から第１閾値角度に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御する。よって、当該タイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。 According to the present invention, the heel state detecting means arranged between the insole of the shoe and the sole of the leg detects that the heel has left the walking surface, and detects that the heel has left the walking surface. After that , the assisting means is controlled so that the assisting of the bending operation is started from the timing when the bending angle of the knee joint portion reaches the first threshold angle from the start of the bending. Therefore, by starting the auxiliary bending operation from the timing, without Rukoto feel uncomfortable against the assistant, autonomously and safely along the intention, it is possible to assist the operation.
以下、本発明を実施するための形態について、図１乃至図７を用いて説明する。なお以下に説明する実施形態は、例えば膝疾患を持つ患者（被補助者の一例）の回復訓練等としての歩行における膝関節の動作を補助する歩行補助装置に対して本発明を適用した場合の実施形態である。また図１は実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図であり、図２は実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。また図３は当該歩行補助装置の構成を示すブロック図等である。図４は歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。更に図５は、当該歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。図６は、当該歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。図７は歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。 Hereinafter, embodiments for carrying out the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 7. In the embodiment described below, for example, when the present invention is applied to a walking assist device that assists the operation of a knee joint in walking as a recovery training for a patient with knee disease (an example of an assistant) It is an embodiment. FIG. 1 is a state diagram when the walking assist device according to the embodiment is mounted on a patient, and FIG. 2 is a state diagram when the drive unit according to the embodiment is mounted on both legs of the patient. FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of the walking assistance device. FIG. 4 is a flowchart showing an operation example of generating a control pattern in the walking assistance device. Furthermore, FIG. 5 is a schematic diagram showing an example of bending angles of the knee joint part and the hip joint part in the walking assist device. FIG. 6 is a schematic diagram illustrating an example of sensor data and a control pattern in the walking assist device. FIG. 7 is a flowchart illustrating an example of a control operation in the walking assist device.
図１及び図２に示すように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓ（動作補助装置の一例）は、患者の下肢部（両脚）に着脱自在のテープ状固定具やバンド等の固定具６によってそれぞれ取り付けられる補助手段の一例としての一対の駆動ユニット１０を備えている。なお以下の説明では、左脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１１とし、右脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１２として説明する。また駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２に共通する説明を行う場合は、一般に駆動ユニット１０として説明する。
As shown in FIGS. 1 and 2, the walking assist device S (an example of a motion assist device) according to the embodiment includes a tape-like fixture and a
一つの（即ち、右脚と左脚のいずれか一方用の）駆動ユニット１０には、図１に示すように、患者の膝部５の関節部分に取り付けられ、膝関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部３と、患者の股部９の関節部分に取り付けられ、股関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部８と、が取り付けられている。
As shown in FIG. 1, one drive unit 10 (ie, for either the right leg or the left leg) is attached to a joint portion of a patient's
先ずリンク機構部３は、図１に示すように、例えば患者の大腿部に巻きつけられる上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク３ａと、患者の下腿部に巻きつけられる下部脚当て７の側面に取り付けられる第二リンク３ｂと、駆動ユニット１０から動力を得て第一リンク３ａに対して第二リンク３ｂを歩行の前後方向に揺動させる第三リンク３ｃと、を含んで構成される。第一リンク３ａは、患者の腰部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク３ｂは患者の膝部５側から脚の先端（床面又は地面）側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク３ａと第二リンク３ｂとは、患者の膝部５近傍で回動可能に連結されている。
First, as shown in FIG. 1, the link mechanism unit 3 includes, for example, a
この連結部には、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度を示す膝関節角度データを出力する膝関節角度センサ（膝関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この膝関節角度センサは、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。また、第三リンク３ｃの端部が、第二リンク３ｂの中央近傍に連結されている。上部脚当て４及び下部脚当て７は、それぞれが図示しない一対の脚当て部材を含んで構成されており、当該脚当て部材は患者の大腿部及び下腿部の周囲を覆うように配置され、固定具６によって着脱可能に取り付けられる。また、上部脚当て４及び下部脚当て７は、例えばポリプロピレン樹脂等を成形して形成されており、ユーザの大腿部と接する部分には、伸縮自在の図示しないスポンジ部材等が取り付けられている。
The connecting portion incorporates a knee joint angle sensor (an example of a knee joint angle detection means) that outputs knee joint angle data indicating an angle formed by the
一方リンク機構部８は、図１に示すように、上記した上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク８ａと、患者の腰部に巻きつけられるベルト２３の側部に取り付けられる第二リンク８ｂと、を含んで構成される。第一リンク８ａは、患者の臀部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク８ｂは患者の腰部側から臀部側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク８ａと第二リンク８ｂとは、患者の股部９近傍で回動可能に連結されている。この連結部にも、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度を示す股関節角度データを出力する股関節角度センサ（股関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この股関節角度センサも、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。
On the other hand, as shown in FIG. 1, the
更に図２に示すように、両脚にそれぞれ取り付けられる駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２には、当該駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２間でデータ通信するための通信ユニット２０が着脱可能に取り付けられる。この通信ユニット２０は、ケーブル２１と、そのケーブル２１の途中に配置される通信用基板及び制御用基板並びに電池等が収容された中継ボックス２２と、を備え、上記ベルト２３によって患者の腰部に取り付けられる。また通信ユニット２０は、ケーブル２１の両端に非接触でデータを通信可能な通信端子を備えた通信ヘッド２５を備えている。一方、駆動ユニット１０の筐体１０ａには、当該通信ヘッド２５を挿入可能な孔部１０ｂが設けられており、孔部１０ｂに対して当該通信ヘッド２５が着脱可能になっている。なお、上記中継ボックス２２内の制御用基板には、実施形態に係る歩行補助装置Ｓとしての動作を制御する後述のＣＰＵ等が装着されている。更に駆動ユニット１０は、電力を受電又は所定のデータを通信可能な図示しない通信ヘッドを筐体１０ａの内部に備えている。そして、駆動ユニット１０の筐体１０ａに有する孔部１０ｂには、通信ヘッド２５が挿入されて、非接触で上記図示しない通信ヘッドに電気的に接続され、データ通信可能となっている。
Further, as shown in FIG. 2, a
次に、実施形態の歩行補助装置Ｓの構成について、より具体的に図３を用いて説明する。 Next, the configuration of the walking assist device S of the embodiment will be described more specifically with reference to FIG.
実施形態の歩行補助装置Ｓは、図３（Ａ）に示すように、右足駆動系Ｒと、左足駆動系Ｌと、中継ボックス２２内の上記制御用基板に備えられた制御手段の一例としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）４２と、患者又は理学療法士等が操作可能な位置に備えられ且つＣＰＵ４２に対する指令操作を行うための操作ボタン等を備える操作部４１と、ＣＰＵ４２に接続され且つ患者又は理学療法士等が視認可能な位置に備えられた液晶ディスプレイ等からなる表示部４０と、を備えている。なお、ＣＰＵ４２は、オペレーティングシステムや歩行補助装置Ｓを制御する制御プログラムや、制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラム等のソフトウェアや、検出したデータや、生成した制御パターン等のデータを記憶する記憶部（図示せず）を有している。この記憶部は、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ハードディスク又はシリコンディスク等により構成されている。
As shown in FIG. 3A, the walking assist device S of the embodiment is an example of a control unit provided on the control board in the right foot drive system R, the left foot drive system L, and the
また各脚の駆動系（右足駆動系Ｒ及び左足駆動系Ｌ）には、それぞれ、上記駆動ユニット１０と、上記固定具６並びに上部脚当て４及び下部脚当て７と、膝関節角度センサ１６を含むリンク機構部３と、股関節角度センサ１５を含むリンク機構部８と、踵状態検出手段の一例としての中敷センサ１７と、が含まれている。駆動ユニット１０には、モータ手段の一例としてのＤＣモータ５０と、各リンクに接続されているギア部５２と、ＤＣモータ５０からの駆動力を、ギア部５２を介して各リンクに伝達するクラッチ部５１と、が含まれている。
The drive system for each leg (right foot drive system R and left foot drive system L) includes the
以上の構成において、ＤＣモータ５０の回転方向及び回転速度の制御及びクラッチ部５１における開放／接続の制御は、それぞれＣＰＵ４２により行われる。更に中敷センサ１７は、図３（Ｂ）に断面図により例示するように、例えば靴下６４を履いた右足（及び左足）６３の足裏と、履いている靴の中底６１との間に挟まれて用いられる中敷６２内にそれぞれ備えられており、各脚が床面又は地面（以下、単に床面と称する）から離れたこと及びそれらに接地したことをそれぞれ示すアナログ信号をＣＰＵ４２に出力する。なお本願の中敷センサ１７は、上記中敷６２を用いない場合であっても、例えば図３（Ｃ）に断面図により例示するように、靴下６４の裏と中底６１との間に備えられていてもよいし、或いは図３（Ｄ）に断面図により例示するように、中底６１上と靴下６４との間に備えられていてもよい。また膝関節角度センサ１６は上記膝関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力し、更に股関節角度センサ１５は上記股関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力する。
In the above configuration, the control of the rotation direction and rotation speed of the
ここで、実施形態に係る歩行補助装置Ｓにおいて、各脚が床面から離れたこと及びそれに接地したことを図３に例示する中敷センサ１７により検出することとしたのは、中敷６２を用いている場合の患者６０の歩行において、一般に、足裏（踵）が中敷６２から離れるタイミングが、当該脚に履かれている靴の靴裏（床面に接する靴の裏側の面）が床面から離れるタイミングよりも早いという、本願の発明者らによる知見によるものである。このようなタイミング差、即ち足裏が中敷６２から離れるタイミングと靴裏が床面から離れるタイミングとの差があることにより、歩行補助装置Ｓに係る制御動作に余裕が生まれると共に、患者６０の歩行時の感覚により近い制御動作が実現できるのである。
Here, in the walking assistance device S according to the embodiment, the
次に、図１乃至図３を用いて説明した構成を備える歩行補助装置Ｓにおける制御パターン生成について、具体的に図４乃至図６を用いて説明する。 Next, control pattern generation in the walking assistance device S having the configuration described with reference to FIGS. 1 to 3 will be specifically described with reference to FIGS. 4 to 6.
まず、歩行補助装置Ｓが患者に装着され、制御パターン生成の処理が行われる。 First, the walking assist device S is attached to the patient, and a control pattern generation process is performed.
図４に示すように、歩行補助装置Ｓはクラッチ部５１を開放する（ステップＳ１）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、クラッチ部５１を開放し、ＤＣモータ５０からリンク機構部３への駆動力の伝達を遮断する。これによりリンク機構部３が、ＤＣモータ５０の永久磁石等による抵抗力の影響を受けずにフリーに動き、患者が脚を動かし易くなる。
As shown in FIG. 4, the walking assistance device S opens the clutch portion 51 (step S1). Specifically, the CPU 42 of the walking assist device S opens the
次に歩行補助装置Ｓは、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が立ち止まった状態から３、４歩程歩いた状態まで移動する間に、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、及び中敷センサ１７からのアナログ信号を取得する（ステップＳ２）。具体的にＣＰＵ４２は、先ず、歩行補助装置Ｓを装着した患者が立ち止まった状態のとき、股関節角度センサ１５から、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度θＨ（股関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図６上から三段目のタイミング図において一点鎖線で示す。）を示す股関節角度データを取得する。次に、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が３、４歩程歩く状態で、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、及び、中敷センサ１７からのアナログ信号を取得する。具体的にＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データを取得し、膝関節角度センサ１６から、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度θｋ（膝関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図６上から三段目のタイミング図において実線で示す）を示す膝関節角度データを取得する。またＣＰＵ４２は、中敷センサ１７から、脚が床面６５から離れたこと及びそれらに接地したことを示すアナログ信号を取得する。その後ＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度データ、股関節角度データ及び中敷センサ１７からのアナログ信号をＣＰＵ４２内の図示しない記憶部に記憶する。なお、患者に動きがあり、データに変動がある場合、ＣＰＵ４２は、各データの平均値を算出して記憶部に記憶する。
Next, while the walking assist device S moves from a state where the patient 60 wearing the walking assist device S stops to a state where the patient walks about three or four steps, the hip
ここで図５（Ａ）に示すように、患者の膝部５の関節部分における上記角度θｋは、患者６０の大腿部（第一リンク３ａに対応）を基準に測定される。患者の股部９の関節部分における上記角度θＨは、患者６０の体幹部（第二リンク８ｂに対応）を基準に測定され、基準より患者６０の大腿部が歩行方向の前方にある場合がプラスであり、歩行方向の後方にある場合がマイナスである。
Here, as shown in FIG. 5A, the angle θ k at the joint of the patient's
また図５（Ａ）は、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがなく、患者６０が直立して歩く場合である。一方、図５（Ｂ）に示すように、患者６０が前屈みで歩く等の癖がある場合や、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがある場合があるので、ＣＰＵ４２は、角度θＨの値（角度α）として、補正された角度φ＝θＨ−αを股関節角度データとしてステップＳ２で取得する。
FIG. 5 (A) shows a case where the walking position of the walking assist device S is not shifted and the patient 60 walks upright. On the other hand, as shown in FIG. 5 (B), or if the
次に歩行補助装置Ｓは、取得した中敷センサ１７からのアナログ信号に基づき中敷センサ１７のＯＮ／ＯＦＦを決めるための閾値を決定する（ステップＳ３）。具体的にＣＰＵ４２は、図６に示すように、中敷センサ１７からの出力としてのデータＳｈがＬＯＷ（Ｌ）からＨＩＧＨ（Ｈ）になったとするための上記アナログ信号（中敷センサ１７から直接出力されるアナログ信号）に対する閾値（中敷センサＯＮ閾値）、及び当該データＳｈがＨＩＧＨからＬＯＷになるとする上記アナログ信号に対する閾値（中敷センサＯＦＦ閾値）を、取得した上記アナログ信号から設定する。なお、いわゆるチャタリング防止のため、中敷センサＯＮ閾値と中敷センサＯＦＦ閾値とは異なってもよい。
Next, the walking assistance device S determines a threshold value for determining ON / OFF of the
次に歩行補助装置Ｓは、中敷センサ１７からのアナログ信号等に基づき、歩行周期、遊脚期、及び立脚期を特定する（ステップＳ４）。具体的にＣＰＵ４２は、中敷センサのデータＳｈがＨＩＧＨ（脚が床面６５から離れた状態）になった時点から、当該データＳｈがＬＯＷ（脚が床面６５に接地した状態）になった時点を経て、再び当該データＳｈがＨＩＧＨになった時点までの期間（踵の離床時から、次の踵の離床時までの期間）を、歩行周期として特定する。そしてＣＰＵ４２は、当該データＳｈがＨＩＧＨになった時点から、当該データＳｈがＬＯＷになった時点までを遊脚期の期間（踵の離床時から踵の着床時までの時間）として特定し、更に当該データＳｈがＬＯＷになった時点から、再び当該データＳｈがＨＩＧＨになった時点までを立脚期として特定する。 Next, the walking assistance device S identifies the walking cycle, the swing phase, and the stance phase based on the analog signal from the insole sensor 17 (step S4). Specifically, the CPU 42 has changed the data Sh to LOW (the leg is in contact with the floor 65) from the time when the data Sh of the insole sensor becomes HIGH (the leg is separated from the floor 65). A period (a period from the time when the heel leaves the bed to the time when the next heel leaves the bed) is specified as a walking cycle after the time has elapsed and when the data Sh becomes HIGH again. Then, the CPU 42 specifies the period from the time when the data Sh becomes HIGH to the time when the data Sh becomes LOW as the period of the swing leg period (the time from when the heel leaves the floor to when the heel lands), Further, the period from the time when the data Sh becomes LOW to the time when the data Sh becomes HIGH again is specified as the stance phase.
ここで一般に「立脚期」とは、歩行において左右いずれか一方の脚に患者の体重がかかっている期間を示す。また同様に「遊脚期」とは、歩行において当該いずれか一方の脚に患者の体重がかかっていない期間（換言すれば、次の立脚期に移行するためにその脚を床面６５から離して（浮かせて）前に移動させている期間）を示す。
Here, in general, the “stance phase” indicates a period during which the patient's weight is applied to either the left or right leg during walking. Similarly, the “swing leg period” is a period in which the patient's weight is not applied to one of the legs during walking (in other words, the leg is separated from the
次に歩行補助装置Ｓは、膝関節角度のデータのピーク箇所を特定する（ステップＳ５）。具体的にＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度センサ１６からの屈曲角度θｋを示す膝関節角度データが、遊脚期において最大となるピーク箇所θｋｐ（図６参照）及び膝関節部の屈曲角度が最大値になる極値タイミングｔ３（図６参照）を特定する。この膝関節部の屈曲角度の最大値は、図５（Ａ）に示すように、患者６０の大腿部を基準とした値であり、膝は最も屈曲した状態である。
Next, the walking assist device S identifies the peak portion of the knee joint angle data (step S5). Specifically, the CPU 42 obtains the peak position θ kp (see FIG. 6) at which the knee joint angle data indicating the obtained bending angle θ k from the knee
次に歩行補助装置Ｓは、上記ステップＳ２からステップＳ５までの処理により取得したデータ等を用いて、本願に係る各閾値角度を設定する（ステップＳ６）。 Next, the walking assistance apparatus S sets each threshold angle which concerns on this application using the data etc. which were acquired by the process from the said step S2 to step S5 (step S6).
具体的にＣＰＵ４２は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θｋについての第１閾値角度θＴ１（図６参照）を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第１閾値角度θＴ１は、膝関節角度センサ１６から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θｋであって、後述する屈曲動作の開始を示す屈曲開始信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第１閾値角度θＴ１として例えば、膝関節部が、歩き始めの膝が伸びた状態である屈曲角度０°から少し曲がった状態（例えば屈曲角度１０°となった状態）の時の当該屈曲角度（例えば１０°）が第１閾値角度θＴ１として設定される。
Specifically, the CPU 42 sets a first threshold angle θ T1 (see FIG. 6) for the flexion angle θ k of the knee joint according to the embodiment, and stores the value in the storage unit. The first threshold angle θ T1 is the knee joint bending angle θ k indicated by the knee joint angle data output from the knee
次にＣＰＵ４２は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θｋについての第２閾値角度θＴ２（図６参照）を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第２閾値角度θＴ２は、膝関節角度センサ１６から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θｋであって、後述する屈曲動作の終了を示す屈曲終了信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第２閾値角度θＴ２として例えば、膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θｋｐとなる上記極値タイミングＴ３の直前の膝関節部の屈曲角度θｋが、第２閾値角度θＴ２として設定される。
Next, the CPU 42 sets a second threshold angle θ T2 (see FIG. 6) for the bending angle θ k of the knee joint according to the embodiment, and stores the value in the storage unit. The second threshold angle θ T2 is the knee joint bending angle θ k indicated by the knee joint angle data output from the knee
次にＣＰＵ４２は、実施形態に係る股関節部の屈曲角度θＨについての第３閾値角度θＨ１を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第３閾値角度θＨ１は、股関節角度センサ１５から出力される股関節角度データにより示される股関節部の屈曲角度θＨであって、後述する伸展動作の開始を示す伸展開始信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第３閾値角度θＨ１として例えば、図６上から三段目のタイミング図に例示するように、膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θｋｐとなる上記極値タイミングＴ３に相当する股関節部の屈曲角度θＨ（当該股関節部の屈曲角度θＨのピーク値となる場合もある）が、第３閾値角度θＨ１として設定される。なお、膝関節角度データの値がピーク箇所θｋｐとなる極値タイミングＴ３よりも、股関節部の屈曲角度θＨがピーク値となるタイミングの方が遅い場合もある。
Next, the CPU 42 sets a third threshold angle θ H1 for the flexion angle θ H of the hip joint according to the embodiment, and stores the value in the storage unit. This third threshold angle θ H1 is the hip joint flexion angle θ H indicated by the hip joint angle data output from the hip
なお上記第１閾値角度θＴ１乃至第３閾値角度θＨ１それぞれの具体的な値は、患者６０の個癖等により異なってくるため、患者６０本人又は理学療法士等により、その患者６０に合わせて経験的に設定されるのが望ましい。この場合、各閾値角度は操作部４１を介して設定／変更が可能とされている。
The specific value of each of the first threshold angle θ T1 to the third threshold angle θ H1 varies depending on the patient's 60 personality and the like, so that 60 patients or a physical therapist can adjust the value to the
次に歩行補助装置Ｓは、上記ステップＳ６において設定された各閾値角度に基づき、駆動信号Ｄを用いたＤＣモータ５０の制御パターンにおいて、実施形態に係る屈曲開始信号、屈曲終了信号、伸展開始信号及び伸展終了信号を、それぞれ設定する。なおこの場合の伸展終了信号は、実施形態に係る伸展動作を終了させるための信号であって、伸展動作時において膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θＴ１になった（戻った）タイミングにおいて出力される信号である（図６符号Ｔ４参照）。
Next, the walking assist device S uses the bending angle start signal, the bending end signal, and the extension start signal according to the embodiment in the control pattern of the
次に歩行補助装置Ｓは、膝関節制御用の駆動信号の制御パターンを生成する（ステップＳ８）。具体的にＣＰＵ４２は、ＰＷＭ（Pulse Width Modulation）のデューティ比が、図６に示すように時間軸に沿って正／負の台形形状に変化する上記駆動信号Ｄを生成する。 Next, the walking assist device S generates a control pattern of a drive signal for knee joint control (step S8). Specifically, the CPU 42 generates the drive signal D in which the duty ratio of PWM (Pulse Width Modulation) changes to a positive / negative trapezoidal shape along the time axis as shown in FIG.
より具体的には、図６に示すように、先ず上記データＳｈがＨＩＧＨとなって脚の踵が床面６５から離れた状態になったタイミングＴ０を歩行の起点（補助の起点）として、ＤＣモータ５０をアイドリング状態となるようなデューティ比とした（図６符号+Ｐidle参照）駆動信号Ｄを生成し、更に、膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θＴ１となったタイミングＴ １ からの駆動信号Ｄの立上り時間を時間ｔ１とし、ＰＷＭのデューティ比が＋１００％の期間を経た後、膝関節角度データの値が上記第２閾値角度θＴ２となったタイミングをタイミングＴ２とし、更にその後上記極値タイミングＴ３に至るまでの駆動信号Ｄの波形を、正の台形波形とする（図６参照）。
More specifically, as shown in FIG. 6, the timing T 0 as a starting point for walking (origin auxiliary) that first the data Sh is leg becomes HIGH heel is ready apart from the
次に、股関節角度データの値が上記第３閾値角度θＨ１となった上記極値タイミングＴ３からの伸展動作の立下り時間をｔ３とし、ＰＷＭのデューティ比が−１００％の期間を経た後、膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θＴ１まで戻るタイミングＴ４からＰＷＭのデューティ比が０％に戻るまでの駆動信号Ｄの波形を、負の台形波形とする。この時、タイミングＴ４からＰＷＭのデューティ比が０％に戻るまでの時間は、ＰＷＭのデューティ比を確実に０％に戻すことを目的として、例えば０．１秒とされる。またＣＰＵ４２は、生成された制御パターン（駆動信号Ｄ）を、上記図示しない記憶部に記憶する。 Then, the fall time of the stretching motion from the extremum timing T 3 in which the value of the hip joint angle data becomes the third threshold angle theta H1 and t 3, the duty ratio of the PWM is subjected to the period of -100% after the waveform of the drive signal D from the timing T 4 the value of the knee joint angle data is returned to the first threshold angle theta T1 until the duty ratio of the PWM returns to 0%, and negative trapezoidal waveform. In this case, the time from the timing T 4 until the duty ratio of the PWM returns to 0%, with the aim of reliably returned to 0% duty ratio of the PWM, for example, 0.1 seconds. Further, the CPU 42 stores the generated control pattern (drive signal D) in the storage unit (not shown).
次に、歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作について、図７を用いて説明する。 Next, the operation | movement at the time of control in the walking assistance apparatus S is demonstrated using FIG.
歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作においてＣＰＵ４２は、駆動信号Ｄの制御パターンを上記記憶部から読み出し（ステップＳ１０）、その制御パターンに従い、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０の動作を補助する。 In the operation at the time of control in the walking assist device S, the CPU 42 reads the control pattern of the drive signal D from the storage unit (step S10), and assists the operation of the patient 60 wearing the walking assist device S according to the control pattern.
即ちＣＰＵ４２は、動作の補助が開始されると、例えば、患者の片方の脚（例えば、右脚）の中敷センサ１７のデータＳｈが中敷センサＯＮ閾値以上となったか否かを監視している（ステップＳ１１）。ステップＳ１１の監視において当該データＳｈが中敷センサＯＮ閾値以上となっていない場合（ステップＳ１１；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま監視を継続し、患者が右脚を上げることで右足駆動系Ｒの中敷センサ１７のデータＳｈが中敷センサＯＮ閾値以上になったとき（ステップＳ１１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、駆動信号Ｄの制御パターンに従い、ＰＷＭのデューティ比を一定値（例えば＋３０％。図６符号+Ｐidle参照）として右足駆動系ＲのＤＣモータ５０を正転のアイドリング（空転）状態とする（ステップＳ１２）。これと並行してＣＰＵ４２は、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データのモニタを開始する（ステップＳ１２）。
That is, the CPU 42 monitors whether or not the data Sh of the
次にＣＰＵ４２は、現在患者６０が立位からの１歩目を踏み出すタイミングであるか否を判定する（ステップＳ１３）。このステップＳ１３における判定は、例えば、図示しない歩数計において直前までの歩数が０歩であった場合に「ＹＥＳ」と判定し、それ以外の場合に「ＮＯ」と判定するとよい。またこの他に、それまで膝関節角度データの値が０°であった場合に「ＹＥＳ」と判定し、それ以外の場合に「ＮＯ」と判定してもよい。ステップＳ１３の判定において１歩目でない（即ち、同一の脚についての２歩目以降である）場合（ステップＳ１３；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は予め設定された遅延時間だけＤＣモータ５０のアイドリング状態を維持する（ステップＳ１４）。
Next, the CPU 42 determines whether it is time for the patient 60 to take the first step from the standing position (step S13). The determination in step S13 may be, for example, determined as “YES” when the number of previous steps is 0 in a pedometer (not shown), and determined as “NO” in other cases. In addition to this, “YES” may be determined when the value of the knee joint angle data has been 0 °, and “NO” may be determined otherwise. If it is not the first step in the determination of step S13 (that is, the second and subsequent steps for the same leg) (step S13; NO), the CPU 42 maintains the idling state of the
ここで、上記ステップＳ１３及びＳ１４に係る処理は、患者６０が１歩目を踏み出す場合の屈曲動作の補助は、中敷データＳｈの値がＨＩＧＨとなったタイミングから即時に始めた方が患者６０に対して違和感がないのに対し、患者６０が２歩目以降を踏み出す場合の屈曲動作の補助は、中敷データＳｈの値がＨＩＧＨとなったタイミングから上記遅延時間だけ待った後に始めた方が患者６０に対して違和感がないという、本願の発明者らによる新たな知見によるものである。なお、図６に例示する駆動信号Ｄには、上記遅延時間が、タイミングＴ０から膝関節角度データの値が増加し始めるタイミングまでの期間として含まれている。またこの場合の遅延時間は、上記各閾値角度と同様に、患者６０の個癖等に対応すべく、患者６０本人又は理学療法士等により、その患者６０に合わせて経験的に設定されるのが望ましい。この場合、遅延時間は操作部４１を介して設定／変更が可能とされている。
Here, in the processing according to steps S13 and S14, the assist of the bending operation when the
ステップＳ１３の判定において１歩目である場合（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、又はステップＳ１４に係る遅延時間の経過後においてＣＰＵ４２は、上記膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θＴ１となったか否かを監視する（ステップＳ１５）。ステップＳ１５の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θＴ１となっていない間（ステップＳ１５；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続き当該監視を継続する。一方ステップＳ１５の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θＴ１となった場合、即ち上記タイミングＴ１が到来した場合（ステップＳ１５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号Ｄに対応する屈曲開始信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号Ｄに従ってＰＷＭのデューティ比が漸増し始め、ＤＣモータ５０が正転し始める（ステップＳ１６）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者６０の右脚の膝が屈曲され始める。
If it is the first step in the determination of step S13 (step S13; YES), or after the delay time according to step S14 has elapsed , the CPU 42 determines whether the value of the knee joint angle data has reached the first threshold angle θ T1 . Whether or not is monitored (step S15). While the value of the knee joint angle data is not the first threshold angle θ T1 in the monitoring in step S15 (step S15; NO), the CPU 42 continues to perform the monitoring. On the other hand if the value of the knee joint angle data in the monitoring of step S15 becomes first threshold angle theta T1, i.e. when the timing T 1 is arrived (step S15; YES), CPU 42 corresponds to the drive signal D The bending start signal is output to the
次にＣＰＵ４２は、ＤＣモータ５０が正転し始めてから時間ｔ１（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ１７）、時間ｔ１が経過していないときは（ステップＳ１７；ＮＯ）そのまま屈曲動作を継続させ、一方時間ｔ１が経過したとき（ステップＳ１７；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティ比を＋１００％にする（ステップＳ１８）。
Next, the CPU 42 determines whether or not the time t 1 (see FIG. 6) has elapsed since the
次にＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティ比を＋１００％にしている間において、上記膝関節角度データの値が上記第２閾値角度θＴ２となったか否かを監視する（ステップＳ１９）。ステップＳ１９の監視において膝関節角度データの値が第２閾値角度θＴ２となっていない間（ステップＳ１９；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続きＰＷＭのデューティ比を＋１００％のまま維持する。一方ステップＳ１９の監視において膝関節角度データの値が第２閾値角度θＴ２となった場合、即ち上記タイミングＴ２が到来した場合（ステップＳ１９；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は上記駆動信号Ｄに対応する屈曲終了信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号Ｄに従ってＰＷＭのデューティ比が漸減し始め、ＤＣモータ５０の回転数が正転のまま落ち始める（ステップＳ２０）。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。その後ＣＰＵ４２は、例えば膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θｋｐとなる上記極値タイミングＴ３においてＰＷＭのデューティ比を０として（図６参照）屈曲動作を完全に終了させる。
Next, while the duty ratio of PWM is set to + 100%, the CPU 42 monitors whether or not the value of the knee joint angle data becomes the second threshold angle θ T2 (step S19). While the value of the knee joint angle data is not the second threshold angle θ T2 in the monitoring of step S19 (step S19; NO), the CPU 42 continues to maintain the PWM duty ratio at + 100%. On the other hand if the value of the knee joint angle data in the monitoring of step S19 becomes second threshold angle theta T2, that is, when the timing T 2 is reached (step S19; YES), CPU 42 is bent corresponding to the driving signal D An end signal is output to the
次にＣＰＵ４２は、上記股関節角度データの値が上記第３閾値角度θＨ１となったか否か（図６に例示する場合は極値タイミングＴ３に至ったか否かに相当する）を監視する（ステップＳ２１）。ステップＳ２１の監視において股関節角度データの値が第３閾値角度θＨ１となっていない間（ステップＳ２１；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続き当該監視を継続する。一方ステップＳ２１の監視において股関節角度データの値が第３閾値角度θＨ１となった場合、即ち上記極値タイミングＴ３が到来した場合（ステップＳ２１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号Ｄに対応する伸展開始信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号Ｄに従ってＰＷＭのデューティ比が漸減し始め、ＤＣモータ５０が逆転し始める（ステップＳ２２）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者６０の右脚の膝が伸展され始める。
Then CPU42, the value of the hip joint angle data monitors whether it is from the third threshold angle theta H1 (if illustrated in FIG. 6 corresponds to whether reaches the extremum timing T 3) ( Step S21). While the value of the hip joint angle data in the monitoring of step S21 is not the third threshold angle theta H1 (step S21; NO), CPU 42 continues to continue the monitoring. On the other hand if the value of the hip joint angle data becomes the third threshold angle theta H1 in the monitoring of step S21, i.e., if the extremum timing T 3 has arrived (step S21; YES), CPU 42 may correspond to the drive signal D An extension start signal is output to the
次にＣＰＵ４２は、ＤＣモータ５０が逆転し始めてから時間ｔ３（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ２３）、時間ｔ３が経過していないときは（ステップＳ２３；ＮＯ）そのまま伸展動作を継続させ、一方時間ｔ３が経過したとき（ステップＳ２３；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティ比を−１００％にする（ステップＳ２４）。
Next, the CPU 42 determines whether or not time t 3 (see FIG. 6) has elapsed since the
次にＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティ比を−１００％にしている間において、上記膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θＴ１まで戻ったか否かを監視する（ステップＳ２５）。ステップＳ２５の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θＴ１まで戻っていない間（ステップＳ２５；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続きＰＷＭのデューティ比を−１００％のまま維持する。一方ステップＳ２５の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θＴ１まで戻った場合、即ち上記タイミングＴ４が到来した場合（ステップＳ２５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は上記駆動信号Ｄに対応する伸展終了信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号Ｄに従ってＰＷＭのデューティ比が漸増し始め、ＤＣモータ５０の回転数が逆転のまま落ち始める（ステップＳ２６）。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。その後ＣＰＵ４２は、図６に例示する駆動信号Ｄに従ってＰＷＭのデューティ比を漸増させつつ伸展動作を継続させ、ＰＷＭのデューティ比が０％となったタイミングで、右脚についての補助を終了する（図６参照）。
Next, while the duty ratio of PWM is set to −100%, the CPU 42 monitors whether or not the value of the knee joint angle data has returned to the first threshold angle θ T1 (step S25). While the value of the knee joint angle data does not return to the first threshold angle θ T1 in the monitoring in step S25 (step S25; NO), the CPU 42 continues to maintain the PWM duty ratio at −100%. On the other hand if the value of the knee joint angle data in the monitoring of step S25 is returned to the first threshold angle theta T1, i.e. when the timing T 4 has arrived (step S25; YES), CPU 42 is extended corresponding to the driving signal D An end signal is output to the
なお、左足駆動系Ｌが装着されている場合には、歩行補助装置Ｓは、左足駆動系Ｌに関しても同様の制御を行う。 When the left foot drive system L is attached, the walking assistance device S performs the same control for the left foot drive system L.
以上説明したように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓの制御動作によれば、靴の中底６１と右脚（左脚）６３の足裏との間に配置された中敷センサ１７により踵が床面６５から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が第１閾値角度θＴ１に到達したタイミングＴ１から屈曲動作の補助を開始することで、患者６０に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。
As described above, according to the control operation of the walking assist device S according to the embodiment, the
また、踵が床面６５から離れたことが検出された後、屈曲動作の補助の開始までの間にＤＣモータ５０を正転のアイドリング状態とするので、実際に膝関節部の屈曲を開始させる際に、患者６０に対してより違和感を与えることなく、スムーズに膝関節部の屈曲の補助を開始させることができる。
In addition, since the
更に、第２閾値角度θＴ２に膝関節部の屈曲角度θｋが到達したタイミングＴ２において屈曲動作の補助を終了するので、当該屈曲動作終了後の動作を迅速に開始することができる。 Further, since the bending angle theta k of the knee joint to the second threshold angle theta T2 is finished auxiliary bending operation at the timing T 2 has been reached, it is possible to start the operation after the bending operation is completed quickly.
また、股関節部の屈曲角度θＨを検出し、第３閾値角度θＨ１に股関節部の屈曲角度θＨが達した極値タイミングＴ３から伸展動作の補助を開始するので、自然な歩行態様に近い制御により、患者６０に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。
Further, to detect the bending angle theta H hip, so to start assisting the stretching motion from extremum timing T 3 the bending angle theta H hip reaches a third threshold angle theta H1, the natural gait aspects By the close control, the operation can be safely assisted without imposing a burden on the
更に、伸展動作中において膝関節部の屈曲角度θｋが第１閾値角度θＴ１まで戻ったタイミングにおいて伸展動作の補助を終了するので、自然な歩行態様に近い制御により、患者６０に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。
Furthermore, during the extension operation, the assist of the extension operation ends at the timing when the flexion angle θ k of the knee joint portion returns to the first threshold angle θ T1, so that a burden is placed on the
更にまた、駆動ユニット１０の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、制御処理を簡素化できる。
Furthermore, since the control of the
なお歩行補助装置Ｓは、屈曲動作において、膝関節部の屈曲角度θｋが、踵が床面６５から離れたことが検出されたタイミングＴ０から予め設定された時間内に第２閾値角度θＴ２に到達しなかった場合、何らかの障害が発生した可能性を考慮して、当該予め設定された時間経過時に屈曲終了信号を出力して屈曲動作の補助を終了するようにしてもよい。
Incidentally walking assist device S, the bending operation, the bending angle theta k of the knee joint is, the second threshold angle within the time heel be spaced from the
更に伸展動作においても、歩行補助装置Ｓは、膝関節部の屈曲角度が、踵が床面６５から離れたことが検出されたタイミングＴ０から予め設定された時間内に第１閾値角度θＴ１まで戻らなかった場合にも、同様に当該予め設定された時間経過時に伸展動作の補助を終了するようにしてもよい。
Further, also in the extension operation, the walking assist device S has the first threshold angle θ T1 within a preset time from the timing T 0 when the knee joint portion is detected to be separated from the
これらの構成によれば、長時間に渡って屈曲動作又は伸展動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。 According to these structures, the danger which generate | occur | produces in a to-be-supported person resulting from continuing assistance of bending operation | movement or extension operation | movement over a long time can be avoided.
更に、実施形態に係る歩行補助装置Ｓにおいては、上記極値タイミングＴ３において伸展開始信号を出力してＰＷＭのデューティ比を漸減させ始める構成としたが、これ以外に、膝間接部の屈曲動作から伸展動作に移行するタイミング（図６に例示する場合は極値タイミングＴ３）からＰＷＭのデューティ比を負の一定値（例えば−３０％）として右足駆動系ＲのＤＣモータ５０を逆転のアイドリング（空転）状態としたのち、上記伸展開始信号により伸展動作を開始するように制御してもよい。この場合には、屈曲動作の終了後にＤＣモータ５０を逆転のアイドリング状態とするので、当該屈曲動作終了後の次の伸展動作をより迅速且つスムーズに開始することができる。
Further, in the walking assist apparatus S according to the embodiment, and outputs the extension start signal at the extremum timing T 3 has been configured to start to gradually decrease the duty ratio of the PWM, in addition to this, bending motion of the knee indirect section From the timing of shifting to the extension operation (extreme timing T 3 in the case of FIG. 6), the PWM duty ratio is set to a negative constant value (for example, −30%), and the
なお、上述した実施形態では、膝疾患を有する患者の回復訓練等としての歩行を補助する歩行補助装置Ｓに対して本発明を適用した場合について説明したが、これ以外に、回復訓練等との一環としての駆け足等の移動を補助する移動補助装置に対して本発明を適用することもできる。 In the above-described embodiment, the case where the present invention is applied to the walking assist device S that assists walking as recovery training or the like of a patient having knee disease has been described. The present invention can also be applied to a movement assisting device that assists movement such as running as a part.
また、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１１）による一歩分の補助動作の終了後に、患者６０のいずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１２）による次の一歩分の補助動作を開始するように、各駆動ユニット１０を制御するようにしてもよい。この場合には、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０による次の一歩分の補助動作を開始するので、両脚の駆動ユニット１０が同時に補助動作を開始することに起因して患者６０に発生する危険性を回避することができる。
In addition, after the completion of one step of the assisting operation by the drive unit 10 (11) attached to any one leg of the
更に、図７に示すステップＳ１８及びＳ２４の制御動作においては、ＰＷＭのデューティ比をそれぞれ＋１００％（ステップＳ１８）で一定及び−１００％（ステップＳ２４）で一定としたが、これらの一定値以外に、患者６０の状態等に基づいて当該一定値を変更可能とするように構成してもよい。
Furthermore, in the control operations of steps S18 and S24 shown in FIG. 7, the PWM duty ratio is constant at + 100% (step S18) and constant at −100% (step S24). The fixed value may be changed based on the state of the
更にまた、図４及び図７に示すフローチャートに対応するプログラムをフレキシブルディスク、コンパクトディスク又はハードディスク等の記録媒体に記録しておき、又はインターネット等のネットワークを介して取得して記憶しておき、それを汎用のマイクロコンピュータで読み出して実行することにより、当該マイクロコンピュータを実施形態に係るＣＰＵ４２として動作させることも可能である。 Furthermore, a program corresponding to the flowcharts shown in FIGS. 4 and 7 is recorded on a recording medium such as a flexible disk, a compact disk, or a hard disk, or acquired and stored via a network such as the Internet. Can be read and executed by a general-purpose microcomputer so that the microcomputer can be operated as the CPU 42 according to the embodiment.
以上それぞれ説明したように、本発明は動作補助装置の分野に利用することが可能であり、特に患者の歩行又は駆け足等の回復訓練等を補助する動作補助装置の分野に適用すれば特に顕著な効果が得られる。 As described above, the present invention can be used in the field of motion assist devices, and is particularly noticeable when applied to the field of motion assist devices that assist recovery training such as walking or running of a patient. An effect is obtained.
３、８ リンク機構部
３ａ、８ａ 第一リンク
３ｂ、８ｂ 第二リンク
３ｃ 第三リンク
４ 上部脚当て
５ 膝部
６ 固定具
７ 下部脚当て
９ 股部
１０、１１、１２ 駆動ユニット
１０ａ 筐体
１０ｂ 孔部
１５ 股関節角度センサ
１６ 膝関節角度センサ
１７ 中敷センサ
２０ 通信ユニット
２１ ケーブル
２２ 中継ボックス
２３ ベルト
２５ 通信ヘッド
４０ 表示部
４１ 操作部
４２ ＣＰＵ
５０ ＤＣモータ
５１ クラッチ部
５２ ギア部
６０ 患者
６１ 中底
６２ 中敷
６３ 右足（左足）
６４ 靴下
６５ 床面
Ｓ 歩行補助装置
Ｒ 右足駆動系
Ｌ 左足駆動系
3, 8
50
64
Claims (11)
前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する補助手段と、
前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記脚の踵が前記歩行面から離れたことを検出する踵状態検出手段と、
前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段と、
前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後において、前記膝関節部の屈曲角度が、当該膝関節部の屈曲開始から予め設定された第１閾値角度に到達したタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御する制御手段と、
を備えることを特徴とする動作補助装置。 In the movement assist device that assists the movement of the assistance person while walking on the walking surface,
Auxiliary means attached to the knee joint portion of the leg of the person being assisted, and assisting the bending operation of the knee joint portion accompanying the walking;
A heel state that is disposed between the insole of the shoe worn on the leg on which the auxiliary means is mounted and the sole of the leg, and detects that the heel of the leg is separated from the walking surface Detection means;
Knee joint angle detection means for detecting the bending angle of the knee joint,
After it is detected that the heel has moved away from the walking surface, the bending motion starts from the timing at which the bending angle of the knee joint portion reaches a first threshold angle set in advance from the start of bending of the knee joint portion. Control means for controlling the auxiliary means so as to start the assistance of
A motion assisting device comprising:
前記制御手段は、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後、前記屈曲動作の補助の開始までの間、前記補助手段を駆動するモータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 The motion auxiliary device according to claim 1 ,
Before SL control means, after said heel away from the tread surface is detected, until the start of the auxiliary of the bending operation, the motor to an idling state motor means for driving the auxiliary means And an auxiliary device for controlling the auxiliary device.
前記制御手段は、前記屈曲角度の最大値より小さい予め設定された第２閾値角度に当該屈曲角度が到達したタイミングにおいて前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 In the movement auxiliary device according to claim 1 or 2,
The control means controls the auxiliary means so as to end the assistance of the bending operation at a timing when the bending angle reaches a preset second threshold angle smaller than a maximum value of the bending angle. A motion assist device.
前記制御手段は、前記屈曲動作の終了後に、前記補助手段を駆動するモータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 The motion auxiliary device according to claim 3 ,
Before SL control means, wherein after the end of the bending operation, the operation assisting device and controls the motor means and the auxiliary means to an idling state motor means for driving the auxiliary unit.
前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第２閾値角度に到達しなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 In the movement assistance apparatus of Claim 3 or Claim 4,
When the bending angle does not reach the second threshold angle within a preset time from the timing when it is detected that the heel is separated from the walking surface, the bending is performed when the preset time has elapsed. An operation assisting device for controlling the assisting means to end the operation assisting.
前記補助手段は、前記歩行に伴う前記膝関節部の伸展動作を更に補助すると共に、
前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出手段を更に備え、
前記制御手段は、前記膝関節部の屈曲角度の最大値に応じて予め設定された第３閾値角度に前記股関節部の屈曲角度が達したタイミングから前記伸展動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 In the movement auxiliary device according to any one of claims 1 to 5,
The auxiliary means further assists in the extension operation of the knee joint part accompanying the walking,
Further comprising hip joint angle detecting means for detecting a bending angle of the hip joint portion of the leg,
The control means is configured to start assisting the extension operation from the timing when the flexion angle of the hip joint portion reaches a third threshold angle set in advance according to the maximum value of the flexion angle of the knee joint portion. An auxiliary operation device for controlling auxiliary means.
前記制御手段は、前記伸展動作中において前記膝関節部の屈曲角度が前記第１閾値角度まで戻ったタイミングにおいて前記伸展動作の補助を終了するように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 The motion auxiliary device according to claim 6,
The control means controls the auxiliary means so as to end the assistance of the extension operation at a timing when the bending angle of the knee joint portion returns to the first threshold angle during the extension operation. Operation assistance device.
前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第１閾値角度まで戻らなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記伸展動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 The motion auxiliary device according to claim 7,
When the bending angle does not return to the first threshold angle within a preset time from the timing when it is detected that the heel has moved away from the walking surface, the extension operation is performed when the preset time has elapsed. The operation assisting device is characterized in that the assisting means is controlled so as to end the assisting.
前記制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御することを特徴とする動作補助装置。 In the movement auxiliary device according to any one of claims 1 to 8,
The control means separately controls the auxiliary means attached to the right leg of the assistant and the auxiliary means attached to the left leg of the assistant. Operation assistance device.
前記制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。 In the movement auxiliary device according to any one of claims 1 to 8,
The control means is attached to one of the legs of the assistant after the assisting operation for one step by the auxiliary means attached to any one of the legs of the assistant is completed. Each of the auxiliary means is controlled to start an auxiliary operation for the next step by the auxiliary means.
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