JP6781453B2 - Standing motion support method by tuning control using robotic wear, computer program for standing motion support, and robotic wear - Google Patents
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Description
本発明は、高齢者、障害者等の動作支援を行うロボティックウエアに関する。さらに詳しくは、起立動作を適切に支援することのできるロボティックウエアを用いた同調制御による起立動作支援方法、起立動作支援用コンピュータプログラム、および当該方法により起立支援動作を行うロボティックウエアに関する。 The present invention relates to robotic wear that supports movements of elderly people, persons with disabilities, and the like. More specifically, the present invention relates to a standing motion support method by tuning control using robotic wear capable of appropriately supporting the standing motion, a computer program for supporting the standing motion, and robotic wear that performs the standing support motion by the method.
現在、日本の総人口における６５歳以上の高齢者の割合は、２５．１％にまで達し、今後は介護者の不足や生産活動に参加する人口の減少などの問題に直面すると考えられる。これらの高齢化の問題を解決する手段として、近年、残存能力を維持しながら起立動作補助を行う装着型ロボット、非装着の装置などの開発が盛んに行われている。 Currently, the percentage of elderly people aged 65 and over in Japan's total population has reached 25.1%, and it is thought that in the future, we will face problems such as a shortage of caregivers and a decrease in the population participating in production activities. In recent years, as a means for solving these problems of aging, wearable robots and non-wearable devices that assist standing motion while maintaining the remaining capacity have been actively developed.
起立動作アシスト装置としてはエアバッグ式椅子やばね付椅子（非特許文献１）、起立着座支援機能を有するリハビリ歩行器（非特許文献２）などが知られている。どちらも装着の手間がないという長所があるが、持ち運びには適していないとう短所がある。 As the standing motion assist device, an airbag type chair, a chair with a spring (Non-Patent Document 1), a rehabilitation walker having a standing and sitting support function (Non-Patent Document 2), and the like are known. Both have the advantage of not having to be installed, but have the disadvantage of not being suitable for carrying around.
装着型のアシスト装置としては、空気圧式ゴム人工筋を用いた装着型下肢支援装置（非特許文献３）、ＨＡＬ（Hybrid Assistive Limb）（非特許文献４）、ＷＰＡＬ（Wearable Power0Assist Locomotor）（非特許文献５）などが知られている。これらは全て起立動作支援を行うことができる装置であるが、全て健常者の起立動作のパターンによって起立が行われるために、自身で、ある程度起立が行える使用者に対しては、拘束感に繋がってしまう。 As the wearable assist device, a wearable lower limb support device using a pneumatic rubber artificial muscle (Non-Patent Document 3), HAL (Hybrid Assistive Limb) (Non-Patent Document 4), WPAL (Wearable Power0Assist Locomotor) (Non-Patent Document 3) Document 5) and the like are known. All of these are devices that can support the standing motion, but since all of them stand up according to the standing motion pattern of a healthy person, it leads to a feeling of restraint for the user who can stand up to some extent by himself / herself. It ends up.
一方、本発明者等は、これまでにリハビリテーションを目的とした拘束感の少ない非外骨格型のロボティックウエアの研究とその同調制御の研究を行ってきた。そして、装着者の運動機能の補助、歩行アシスト等を好適に行うために、神経振動子モデルを用いた同調制御により駆動されるロボティックスーツ、および、当該同調制御を適切に行うためのロボティックスーツの制御方法を提案している（特許文献１、２）。また、ロボティックスーツとして、人体の骨格を利用した非外骨格型のロボティックウエアを提案している（特許文献３）。 On the other hand, the present inventors have conducted research on non-exoskeleton type robotic wear with less restraint for the purpose of rehabilitation and research on its tuning control. Then, in order to assist the wearer's motor function, assist walking, etc., a robotic suit driven by synchronization control using a neural oscillator model, and a robotic for appropriately performing the synchronization control. A method for controlling a suit has been proposed (Patent Documents 1 and 2). Further, as a robotic suit, we have proposed a non-exoskeleton type robotic wear that utilizes the skeleton of the human body (Patent Document 3).
上記のように、従来の起立動作支援のための装着型のアシスト装置（以下、これらを、「ロボティックウエア」と総称する。）は、健常者の起立動作のパターンによって起立が行われるために、自身である程度起立が行える装着者に対しては、当該装着者の本来の起立動作に追従して動作して起立支援用のアシスト力を発揮できるものではない。このため、装着者は過剰なアシスト力で起立動作を強制されるように感じる、あるいは、不十分なアシスト力のために起立動作に大きな負担に感じるなど、自身の意図する起立動作を行うことができず違和感あるいは拘束感を覚えることが多い。 As described above, the conventional wearable assist device for supporting the standing motion (hereinafter, these are collectively referred to as "robotic wear") is to stand up according to the standing motion pattern of a healthy person. For a wearer who can stand up to some extent by himself / herself, it is not possible to exert an assisting force for standing up support by following the wearer's original standing up motion. For this reason, the wearer may perform the standing motion intended by himself / herself, such as feeling that the standing motion is forced by an excessive assisting force or a heavy burden on the standing motion due to insufficient assisting force. I often feel uncomfortable or restrained because I can't do it.
本発明の課題は、装着者が違和感あるいは拘束感を覚えることなく自身の意図する起立動作に沿った動作形態で起立動作支援を行うことのできるロボティックウエアを用いた同調制御による起立動作支援方法、起立動作支援用プログラム、および、当該方法を用いて起立支援動作を行うロボティックウエアを提供することにある。 An object of the present invention is a method for supporting a standing motion by tuning control using robotic wear, which enables the wearer to support the standing motion in a motion mode according to the standing motion intended by the wearer without feeling a sense of discomfort or restraint. , A program for supporting standing motion, and robotic wear for performing standing support motion using the method.
本発明者等は、装着者の歩行などの周期的な動作を支援するロボティックウエアの駆動制御に適用される神経振動子モデルを用いた同調制御方法に着目し、当該同調制御方法を今まで制御対象と見做されていなかった単周期運動の支援、特に起立動作の支援に適用することを着想した。この着想に基づき、ロボティックウエアに当該同調制御方法を適用して起立動作などの単周期運動の支援を行った場合の運動アシスト効果の評価を行った。これにより得た知見に基づき、本発明を想到するに至った。 The present inventors have focused on a tuning control method using a neural oscillator model applied to drive control of robotic wear that supports periodic movements such as walking of a wearer, and have used the tuning control method so far. The idea was to apply it to support single-cycle movements that were not considered to be controlled objects, especially support for standing movements. Based on this idea, we evaluated the exercise assist effect when the synchronization control method was applied to robotic wear to support single-cycle exercise such as standing motion. Based on the findings obtained thereby, the present invention was conceived.
すなわち、本発明は、装着者の股関節および膝関節のうち、少なくとも股関節を中心とする動作を支援するアシスト力を発生する股関節アクチュエータを備えたロボティックウエアを用いて、当該装着者の起立動作を支援する起立動作支援方法であって、
装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出し、
前記股関節アクチュエータの起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御することを特徴としている。
That is, the present invention uses robotic wear equipped with a hip joint actuator that generates an assisting force that supports at least a movement centered on the hip joint among the wearer's hip joint and knee joint, and performs the wearer's standing motion. It is a method of supporting standing motion to support
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer is detected at a predetermined sampling cycle.
It is characterized in that the standing support operation of the hip joint actuator is feedback-controlled by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
本発明者等の実験によれば、単周期運動である装着者の起立動作の支援を、歩行動作等の周期運動を支援するために用いられる神経振動子モデルを用いた同調制御方法により行った場合においても、装着者の本来の起立動作に対してロボティックウエアの動作部分の軌道が引き込まれ、当該ロボティックウエアによって違和感あるいは拘束感の無い、あるいは少ない起立動作支援を行えることが確認された。 According to the experiments of the present inventors, the support for the standing motion of the wearer, which is a single periodic motion, was performed by a tuning control method using a neural oscillator model used to support the periodic motion such as a walking motion. Even in this case, it was confirmed that the trajectory of the moving part of the robotic wear is drawn with respect to the wearer's original standing motion, and that the robotic wear can support the standing motion with no or less discomfort or restraint. ..
この場合、装着者の起立動作の速度に、股関節アクチュエータの起立支援動作の起立速度が一致するように、神経振動子モデルの自励振動の周波数を設定することができる。 In this case, the frequency of the self-excited vibration of the neural oscillator model can be set so that the standing speed of the standing support movement of the hip joint actuator matches the standing speed of the wearer.
このためには、事前に装着者の起立動作の速度を計測し、計測結果に基づき、起立動作における股関節アクチュエータの起立速度を予め設定すればよい。股関節アクチュエータの起立速度を装着者の起立動作の速度に合わせることにより、装着者の起立動作に対する股関節アクチュエータの起立動作支援動作の同調遅れを緩和でき、起立動作支援用のアシスト力をより与え易い状態を形成できる。 For this purpose, the speed of the standing motion of the wearer may be measured in advance, and the standing speed of the hip joint actuator in the standing motion may be set in advance based on the measurement result. By matching the standing speed of the hip joint actuator to the speed of the standing movement of the wearer, it is possible to alleviate the synchronization delay of the standing movement support movement of the hip joint actuator with respect to the standing movement of the wearer, and it is easier to give the assist force for the standing movement support. Can be formed.
なお、股関節アクチュエータの起立速度を、装着者の起立動作の速度よりも遅い速度に設定することも可能であり、この場合には、同調制御における、装着者と股関節アクチュエータとの間の同調の度合いを表す同調性を高めに設定する。逆に、股関節アクチュエータの起立速度を、装着者の起立動作の速度よりも速い速度に設定する場合には、同調制御による同調性を下げることにより、装着者の動きに同調し過ぎずに、継続的に補助力を与える状態を形成できる。 It is also possible to set the standing speed of the hip joint actuator to a speed slower than the speed of the wearing person's standing movement. In this case, the degree of synchronization between the wearer and the hip joint actuator in the synchronization control. Set the synchronism that represents. On the contrary, when the standing speed of the hip joint actuator is set to a speed faster than the speed of the standing movement of the wearer, the synchronization by the tuning control is lowered so that the movement of the wearer is not excessively synchronized. It is possible to form a state in which an auxiliary force is given.
股関節アクチュエータの速度の設定は次のようにして行うことができる。まず、装着者が起立動作を行った場合において、股関節アクチュエータの無負荷状態での角度変化と、当該股関節アクチュエータの出力部材に作用する前記相互作用トルクとを計測する。計測結果に基づき、相互作用トルクの最小値から最大値までの時間を算出する。算出した時間が、起立支援動作の開始から終了までの時間の半分の時間に相当するように、起立速度を設定する。 The speed of the hip joint actuator can be set as follows. First, when the wearer performs the standing motion, the angle change of the hip joint actuator in a no-load state and the interaction torque acting on the output member of the hip joint actuator are measured. Based on the measurement result, the time from the minimum value to the maximum value of the interaction torque is calculated. The standing speed is set so that the calculated time corresponds to half the time from the start to the end of the standing support operation.
なお、本発明の起立動作支援方法は、起立動作支援に同調制御を用いているので、装着者自身の能力に応じてアシスト力の強弱を調整することができる。したがって、日常の起立動作支援の他に、リハビリ訓練などにおいて、効果的な訓練効果が得られることが期待される。例えば、リハビリ訓練初期に用いる場合においては、同調ゲインを下げて使用し、股関節アクチュエータがより主体的な運動を生成することで運動の教示を行うことや、起立訓練の身体的負担を軽減するように使用する。そして、回復の段階に応じて同調ゲインをたかめていくことで、最終的にはロボットの補助がほとんどない状態の自力での起立訓練につなげるといった利用法が考えられる。 Since the standing motion support method of the present invention uses tuning control for the standing motion support, the strength of the assist force can be adjusted according to the wearer's own ability. Therefore, it is expected that effective training effects can be obtained in rehabilitation training, etc., in addition to daily standing up movement support. For example, when it is used in the early stage of rehabilitation training, it is used by lowering the tuning gain so that the hip joint actuator can generate more independent movement to teach the movement and reduce the physical burden of standing training. Used for. Then, by increasing the tuning gain according to the stage of recovery, it is conceivable that it will eventually lead to self-standing training with almost no assistance from the robot.
本発明において、神経振動子モデルを用いた同調制御では、神経振動子モデルの出力に所定のオフセット値を加えて、股関節アクチュエータによる股関節の起立動作の目標角度を生成し、装着者の起立動作における屈曲動作の間はオフセット値を０に設定し、伸展動作においては、当該伸展動作の進行に伴って、オフセット値を０から所定の値まで漸増させることが望ましい。 In the present invention, in the tuning control using the neural oscillator model, a predetermined offset value is added to the output of the neural oscillator model to generate a target angle of the hip joint standing motion by the hip joint actuator, and the wearer's standing motion is performed. It is desirable to set the offset value to 0 during the bending motion, and to gradually increase the offset value from 0 to a predetermined value as the stretching motion progresses in the stretching motion.
このように、オフセット値を動作中に切り替える制御を取り入れることにより、着座中において、同調制御によって制御される股関節アクチュエータが初期位置（坐位の状態における角度位置）を維持したまま停止し、起立動作の屈曲動作を妨げることがない。また、起立動作の伸展時には、オフセット値を増加（加算）していくことで、股関節アクチュエータが装着者よりも先行して動作し、同調するだけでは発揮しにくいアシスト力を装着者に働かせることが可能になる。本発明者等は、検証実験により、股関節アクチュエータがより多く先行して動作を生成していることが確認できた場合に、膝関節の伸展に関わる大腿直筋や外側広筋に対して動作中の筋負担が軽減されたことを確認した。これは、起立補助制御が伸展動作の筋負担の減少効果を示すものであるといえる。 In this way, by incorporating the control to switch the offset value during operation, the hip joint actuator controlled by the synchronization control stops while maintaining the initial position (angle position in the sitting position) during sitting, and the standing operation is performed. It does not interfere with the bending motion. In addition, when the standing motion is extended, the offset value is increased (added) so that the hip joint actuator operates ahead of the wearer, and the wearer can exert an assist force that is difficult to exert just by synchronizing. It will be possible. The present inventors are operating on the rectus femoris muscle and vastus lateralis muscle involved in the extension of the knee joint when it is confirmed by the verification experiment that the hip joint actuator generates the motion more in advance. It was confirmed that the muscle burden on the muscle was reduced. This can be said to indicate that the standing assist control has the effect of reducing the muscle burden of the extension movement.
また、本発明において、神経振動子モデルを用いた同調制御での相互作用トルクに基づき得られる外部入力に対する神経振動子モデルの同調性を、装着者の起立動作における屈曲動作の間は相対的に高く設定し、装着者の起立動作における伸展動作の間は相対的に低く設定することが望ましい。 Further, in the present invention, the synchrony of the neural oscillator model with respect to the external input obtained based on the interaction torque in the tuning control using the neural oscillator model is relatively controlled during the bending motion in the standing motion of the wearer. It is desirable to set it high and set it relatively low during the extension movement in the standing movement of the wearer.
このような同調性を切り替えることにより、屈曲動作から伸展動作への切り替え時点における股関節アクチュエータの反発力を軽減し、違和感なく動作の切り替えができる制御が実現される。これは、本発明者等の検証実験により、屈曲動作開始時の相互作用トルクピーク値が小さくなったことから明らかになった。 By switching such synchronization, the repulsive force of the hip joint actuator at the time of switching from the flexion motion to the extension motion is reduced, and control that can switch the motion without discomfort is realized. This was clarified by the verification experiments by the present inventors and others, in which the interaction torque peak value at the start of the bending operation became smaller.
上記のオフセット値可変化、および同調性の切り替えの起点となる、屈曲動作から伸展動作の切り替え時点、すなわち、伸展動作の開始時点は、装着者の起立動作における股関節角度を検出し、検出した股関節角度に基づき、認識することができる。 At the time of switching from the flexion motion to the extension motion, that is, the start point of the extension motion, which is the starting point of the above-mentioned offset value variability and synchronization switching, the hip joint angle in the wearer's standing motion is detected and the detected hip joint. It can be recognized based on the angle.
ここで、神経振動子モデルとして、以下の非線形１階連立微分方程式により規定される松岡モデルを用いることができる。 Here, as the neural oscillator model, the Matsuoka model defined by the following nonlinear first-order simultaneous differential equations can be used.
ここで、
ｘｉ：ｉ番目の神経素子の内部状態を示す係数
ｇ（ｘｉ）：ｉ番目の神経素子の出力
ｆｉ：ｉ番目の神経素子の疲労状態を表す係数
Ｓｉ：ｉ番目の神経素子への定常入力
ｂｉ：ｉ番目の神経素子の疲労係数
ａｉｊ：ｉ番目の神経素子からｊ番目の神経素子への結合係数（神経素子間の重み係数）Ｔａ，Ｔｒ：時定数
Ｉｎｐｕｔ：外部入力
Ｏｕｔｐｕｔ：出力
であり、
相互作用トルクをτ＿ｍｕｔｕａｌとし、神経振動子モデルの入力信号を増幅することで当該神経振動子モデルの自励振動が入力信号に同調する度合いを調節するゲインを同調ゲインＣとすると、神経振動子の外部入力Ｉｎｐｕｔは、相互作用トルクτ＿ｍｕｔｕａｌおよび同調ゲインＣを用いて、
Ｉｎｐｕｔ＝Ｃ＊τ＿ｍｕｔｕａｌ
ただし、０ ≦ Ｃ ≦ １
で表される。
here,
xi: Coefficient indicating the internal state of the i-th nerve element g (xi): Output of the i-th nerve element fi: Coefficient representing the fatigue state of the i-th nerve element Si: Constant input to the i-th nerve element bi : Fatigue coefficient of i-th nerve element aij: Coefficient of coupling from i-th nerve element to j-th nerve element (weight coefficient between nerve elements) Ta, Tr: Time constant Input: External input Output: Output.
If the interaction torque is τ_mutual and the gain that adjusts the degree to which the self-excited vibration of the neural oscillator model is synchronized with the input signal by amplifying the input signal of the neural oscillator model is the tuning gain C, then the neural oscillator The external input Input uses the interaction torque τ_mutual and the tuning gain C.
Input = C * τ_mutual
However, 0 ≤ C ≤ 1
It is represented by.
次に、本発明は、上記の方法によりロボティックウエアの股関節アクチュエータを制御するロボティックウエアを用いた起立動作支援用コンピュータプログラムであって、
装着者の起立動作における当該装着者と股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で取得し、取得した相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御により、股関節アクチュエータの起立支援動作をフィードバック制御する同調制御機能を、コンピュータに実行させることを特徴としている。
Next, the present invention is a computer program for supporting standing motion using robotic wear that controls a hip joint actuator of robotic wear by the above method.
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer is acquired at a predetermined sampling cycle, and based on the acquired interaction torque, by tuning control using a neural oscillator model. It is characterized by having a computer execute a synchronization control function that feedback-controls the standing support operation of the hip joint actuator.
ここで、同調制御機能には、相互作用トルクを、同調ゲインを用いて調整して外部入力を生成するゲイン調整機能、外部入力に同調する出力を算出する神経振動子モデルを用いた解析機能、および、解析機能によって得られる出力に基づき、股関節アクチュエータの起立支援動作を制御するＰＩＤ制御機能が含まれている。 Here, the tuning control function includes a gain adjusting function that adjusts the interaction torque using the tuning gain to generate an external input, and an analysis function using a neural oscillator model that calculates an output that is synchronized with the external input. In addition, a PID control function that controls the standing support operation of the hip joint actuator based on the output obtained by the analysis function is included.
一方、本発明による、上記の方法により起立動作支援を行うロボティックウエアは、
装着者の股関節の部位に起立動作を支援するアシスト力を伝える股関節アクチュエータと、
装着者の起立動作における当該装着者と股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する検出部と、
股関節アクチュエータの起立支援動作を、相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する同調制御部と
を有していることを特徴としている。
On the other hand, the robotic wear according to the present invention that supports the standing motion by the above method is
A hip joint actuator that transmits an assisting force to support the standing movement to the wearer's hip joint,
A detection unit that detects the interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle.
It is characterized by having a tuning control unit that feedback-controls the standing support operation of the hip joint actuator by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
この場合、装着者の起立動作の速度に、股関節アクチュエータの起立支援動作の起立速度が一致するように、神経振動子モデルの自励振動の周波数が設定されていることが望ましい。 In this case, it is desirable that the frequency of the self-excited vibration of the neural oscillator model is set so that the standing speed of the standing support movement of the hip joint actuator matches the standing speed of the wearer.
また、装着者が起立動作を行った場合において計測された、股関節アクチュエータの無負荷状態での角度変化と、当該股関節アクチュエータの出力部に作用する前記相互作用トルクとに基づき、相互作用トルクの最小値から最大値までの時間を算出し、当該時間が、起立支援動作の開始から終了まで半分の時間となるように、起立速度を設定しておくことができる。 Further, the minimum interaction torque is based on the change in the angle of the hip joint actuator in the no-load state measured when the wearer performs the standing motion and the interaction torque acting on the output portion of the hip joint actuator. The time from the value to the maximum value can be calculated, and the standing speed can be set so that the time is half the time from the start to the end of the standing support operation.
さらに、同調制御部は、神経振動子モデルの出力に所定のオフセット値を加えて股関節アクチュエータによる股関節の起立動作の目標角度を生成し、装着者の起立動作における屈曲動作の間はオフセット値を０に設定し、伸展動作においては、当該伸展動作の進行に伴って、オフセット値を０から所定の値まで漸増させることが望ましい。 Further, the tuning control unit adds a predetermined offset value to the output of the neural oscillator model to generate a target angle for the hip joint standing motion by the hip joint actuator, and sets the offset value to 0 during the flexion motion in the wearer's standing motion. In the extension operation, it is desirable to gradually increase the offset value from 0 to a predetermined value as the extension operation progresses.
また、同調制御部は、相互作用トルクに基づき得られる外部入力に対する神経振動子モデルの同調性を、装着者の起立動作における屈曲動作の間は相対的に高く設定し、装着者の起立動作における伸展動作の間は相対的に低く設定することが望ましい。 In addition, the tuning control unit sets the synchrony of the neural oscillator model with respect to the external input obtained based on the interaction torque relatively high during the bending motion in the standing motion of the wearer, and in the standing motion of the wearer. It is desirable to set it relatively low during the extension motion.
ここで、装着者の起立動作における股関節角度を検出する検出部を配置し、同調制御部は股関節角度に基づき伸展動作の開始時点を認識することができる。例えば、股関節アクチュエータの構成要素であるモータに内蔵のエンコーダを検出部として用いることができる。 Here, a detection unit for detecting the hip joint angle in the standing motion of the wearer is arranged, and the synchronization control unit can recognize the start time of the extension motion based on the hip joint angle. For example, an encoder built into the motor, which is a component of the hip joint actuator, can be used as a detection unit.
本発明において、ロボティックウエアは、装着者の膝関節の部位に、起立動作を支援するアシスト力を伝える膝関節アクチュエータを備えている場合がある。この場合には、股関節側と同様に、装着者の起立動作における当該装着者と膝関節アクチュエータの出力部材との間に生じる膝側相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する膝側検出部と、膝関節アクチュエータによる膝関節に対する起立支援動作を、膝側相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する膝側同調制御部とを配置すればよい。 In the present invention, the robotic wear may be provided with a knee joint actuator that transmits an assisting force that supports the standing motion to the knee joint portion of the wearer. In this case, similarly to the hip joint side, the knee side detection unit that detects the knee side interaction torque generated between the wearer and the output member of the knee joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle. , A knee-side synchronization control unit that feedback-controls the standing support operation for the knee joint by the knee joint actuator by synchronization control using a neural transducer model based on the knee-side interaction torque may be provided.
さらに、同調制御における神経振動子モデルは、上述の式で表される非線形１階連立微分方程式により規定されるものを用いることができる。 Further, as the neural oscillator model in the tuning control, a model defined by the nonlinear first-order simultaneous differential equations represented by the above equation can be used.
この場合、同調制御部は、相互作用トルクを、同調ゲインを用いて調整して外部入力を生成するゲイン調整部、外部入力に同調する出力を算出する神経振動子モデルを用いた解析部、および、解析部の出力に基づき、股関節アクチュエータの起立支援動作を制御するＰＩＤ制御部から構成することができる。 In this case, the tuning control unit is a gain adjustment unit that adjusts the interaction torque using the tuning gain to generate an external input, an analysis unit that uses a neural oscillator model that calculates the output synchronized with the external input, and , Based on the output of the analysis unit, it can be composed of a PID control unit that controls the standing support operation of the hip joint actuator.
以下に、図面を参照して本発明によるロボティックウエアを用いた起立動作支援方法を説明する。 The standing motion support method using the robotic wear according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
［非外骨格型のロボティックウエア］
図１．１（ａ）、（ｂ）は本発明を適用可能な非外骨格型の下肢用のロボティックウエアの一例を示す正面図および側面図である。ロボティックウエア１は、装着者Ｐの左右の股関節に対応する左右の側部に装着される左右一対の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒと左右一対の膝関節ユニット３Ｌ、３Ｒを備えている。また、各ユニット２Ｌ、２Ｒ、３Ｌ、３Ｒによる歩行アシスト運動を制御する制御装置（図３参照）が備わっている。
[Non-exoskeleton type robotic wear]
FIGS. 1.1A and 1.1B are front and side views showing an example of non-exoskeleton type robotic wear for lower limbs to which the present invention can be applied. The robotic wear 1 includes a pair of left and right hip joint units 2L and 2R and a pair of left and right knee joint units 3L and 3R that are attached to the left and right side portions corresponding to the left and right hip joints of the wearer P. Further, a control device (see FIG. 3) for controlling the walking assist movement by each unit 2L, 2R, 3L, and 3R is provided.
左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒは左右対称に配置された同一構造のものであり、回転アクチュエータである股関節アクチュエータ４Ｌ、４Ｒと、この回転出力軸であるウエア関節軸（図示せず）を中心として旋回する上アーム５Ｌ、５Ｒおよび下アーム６Ｌ、６Ｒとを備えている。上アーム５Ｌ、５Ｒの上端部は装着者Ｐの腰に固定したウエストバンド７に連結され、下アーム６Ｌ、６Ｒの下端部は装着者Ｐの大腿部に固定した大腿部バンド８Ｌ、８Ｒに連結されている。 The left and right hip joint units 2L and 2R have the same structure arranged symmetrically, and rotate around the hip joint actuators 4L and 4R, which are rotary actuators, and the wear joint axis (not shown), which is the rotation output shaft. It is provided with upper arms 5L and 5R and lower arms 6L and 6R. The upper ends of the upper arms 5L and 5R are connected to the waistband 7 fixed to the waist of the wearer P, and the lower ends of the lower arms 6L and 6R are the thigh bands 8L and 8R fixed to the thigh of the wearer P. Is connected to.
各股関節ユニット２Ｌ、２Ｒのウエア股関節軸が装着者Ｐの左右の股関節に対応する位置となるように、ロボティックウエア１が装着者Ｐに装着される。左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒの上アーム５Ｌ、５Ｒ、下アーム６Ｌ、６Ｒは、歩行運動に合わせて関節軸を中心として所定の振幅、周期で相対回転して（歩行アシスト運動を行って）、左右の股関節を中心とする歩行アシスト力（トルク）を装着者Ｐに伝える。また、装着者Ｐの起立動作に合わせて関節軸を中心として所定の振幅、周期で相対回転する単周期運動である起立支援動作を行い、左右の股関節を中心とする起立動作支援用のアシスト力を装着者Ｐに伝える。 The robotic wear 1 is attached to the wearer P so that the wear hip joint axes of the hip joint units 2L and 2R are located at positions corresponding to the left and right hip joints of the wearer P. The left and right hip joint units 2L, 2R upper arms 5L, 5R, lower arms 6L, and 6R rotate relative to each other with a predetermined amplitude and cycle around the joint axis according to the walking motion (performing a walking assist motion). The walking assist force (torque) centered on the left and right hip joints is transmitted to the wearer P. In addition, the standing support motion, which is a single-period motion that rotates relative to each other with a predetermined amplitude and cycle around the joint axis, is performed according to the standing motion of the wearer P, and the assist force for supporting the standing motion centering on the left and right hip joints. To the wearer P.
左右の膝関節ユニット３Ｌ、３Ｒも基本的に左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒと同様に構成されている。 The left and right knee joint units 3L and 3R are basically configured in the same manner as the left and right hip joint units 2L and 2R.
図１．２（ａ）は左の股関節ユニット２Ｌを示す分解斜視図であり、図１．２（ｂ）はその股関節アクチュエータ４Ｌを示す説明図である。 FIG. 1.2 (a) is an exploded perspective view showing the left hip joint unit 2L, and FIG. 1.2 (b) is an explanatory view showing the hip joint actuator 4L.
これらの図に示すように、股関節ユニット２Ｌの股関節アクチュエータ４Ｌは、モータ９Ｌおよび減速機１０Ｌを備えた回転アクチュエータである。股関節アクチュエータ４Ｌの回転出力は、上アーム５Ｌ、下アーム６Ｌを介して、股関節を中心とする起立支援用のアシスト力として装着者Ｐの大腿部に直接伝達される。アクチュエータ４Ｌの減速機１０Ｌの出力軸（関節軸１１）には、その出力側に加わる負荷トルクを検出するためのトルクセンサ１２Ｌが配置されている。関節軸１１Ｌの回転位置は、例えば、モータ９Ｌに内蔵のエンコーダ（図示せず）によって検出される。 As shown in these figures, the hip joint actuator 4L of the hip joint unit 2L is a rotary actuator including a motor 9L and a speed reducer 10L. The rotational output of the hip joint actuator 4L is directly transmitted to the thigh of the wearer P as an assisting force for supporting standing around the hip joint via the upper arm 5L and the lower arm 6L. A torque sensor 12L for detecting the load torque applied to the output side of the output shaft (joint shaft 11) of the speed reducer 10L of the actuator 4L is arranged. The rotation position of the joint shaft 11L is detected by, for example, an encoder (not shown) built in the motor 9L.
トルクセンサ１２Ｌにより、股関節ユニット２Ｌと装着者Ｐとの間に生じる相互作用力がトルクとして検出される。検出されたトルクに基づいて、以下に述べる制御システムにより、各股関節ユニット２Ｌ、２Ｒの起立支援動作（上アーム５、下アーム６の開閉動作）を制御して装着者２の起立動作を補助する。 The torque sensor 12L detects the interaction force generated between the hip joint unit 2L and the wearer P as torque. Based on the detected torque, the control system described below controls the standing support movements of the hip joint units 2L and 2R (opening and closing movements of the upper arm 5 and the lower arm 6) to assist the standing movement of the wearer 2. ..
膝関節ユニット３Ｌ、３Ｒも同様に構成されており、それぞれ、装着者Ｐの左右の膝関節を中心とするアシスト力を装着者Ｐに伝える。 The knee joint units 3L and 3R are also configured in the same manner, and transmit the assist force centered on the left and right knee joints of the wearer P to the wearer P, respectively.
［同調制御システム］
図１．３はロボティックウエア１の制御装置を示すブロック図である。この制御装置２０では、制御用ＰＣ２１によって、ロボティックウエア１の左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒ、膝関節ユニット３Ｌ、３Ｒ（図示せず）の駆動制御を、神経振動子を用いた同調制御により行う。図においては左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒを制御する左制御ユニット２０Ｌおよび右制御ユニット２０Ｒのみを示してある。
[Synchronization control system]
FIG. 1.3 is a block diagram showing a control device of robotic wear 1. In this control device 20, the control PC 21 controls the drive of the left and right hip joint units 2L and 2R and the knee joint units 3L and 3R (not shown) of the robotic wear 1 by synchronous control using a neural oscillator. .. In the figure, only the left control unit 20L and the right control unit 20R that control the left and right hip joint units 2L and 2R are shown.
制御用ＰＣ２１は、同調制御用コンピュータプログラム（歩行アシスト用コンピュータプログラム）を実行することにより、同調制御のためのゲイン調整部２２Ｌ、２２Ｒ、解析部２３Ｌ、２３ＲおよびＰＩＤ制御部２４Ｌ、２４Ｒとして機能する。人とロボティックウエア１の各関節ユニットの間の相互作用力がトルクセンサ１２Ｌ、１２Ｒにより検出される。検出された相互作用トルクは、装着者とロボティックウエアとの同調の度合いを調整するゲイン調整部２２Ｌ、２２Ｒを介して、解析部２３Ｌ、２３Ｒに入力される。解析部２３Ｌ、２３Ｒでは、神経振動子モデルにより解析して左右の股関節の目標角度を求め、各股関節における現在角度と目標角度との差をＰＩＤ制御部２４Ｌ、２４Ｒに出力する。 The control PC 21 functions as gain adjustment units 22L, 22R, analysis units 23L, 23R, and PID control units 24L, 24R for synchronization control by executing a computer program for synchronization control (computer program for walking assist). .. The interaction force between the person and each joint unit of the robotic wear 1 is detected by the torque sensors 12L and 12R. The detected interaction torque is input to the analysis units 23L and 23R via the gain adjustment units 22L and 22R that adjust the degree of synchronization between the wearer and the robotic wear. The analysis units 23L and 23R analyze the neural oscillator model to obtain the target angles of the left and right hip joints, and output the difference between the current angle and the target angle of each hip joint to the PID control units 24L and 24R.
ＰＩＤ制御部２４Ｌ、２４Ｒは、左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒのモータ９Ｌ、９ＲをＰＩＤ制御するものであり、モータ９Ｌ、９Ｒを駆動した結果得られる相互作用トルクをトルクセンサ１２Ｌ、１２Ｒによって再度検知し、解析部２３Ｌ、２３Ｒによって新たに目標角度を設定して、再度モータ９Ｌ、９Ｒを駆動制御する。モータ９Ｌ、９Ｒの駆動を補正制御する操作を繰り返し行うことによって同調制御が行われる。 The PID control units 24L and 24R PID control the motors 9L and 9R of the left and right hip joint units 2L and 2R, and the interaction torque obtained as a result of driving the motors 9L and 9R is detected again by the torque sensors 12L and 12R. Then, the analysis units 23L and 23R newly set the target angle, and the motors 9L and 9R are driven and controlled again. Tuning control is performed by repeatedly performing the operation of correcting and controlling the drive of the motors 9L and 9R.
なお、左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒのトルクセンサ１２Ｌ、１２Ｒによって検出される相互作用トルクは、アンプ２５Ｌ、２５Ｒを介して増幅され、ＡＤ変換器２６Ｌ、２６Ｒによってデジタル信号に変換された後に、Ｉ／Ｏインターフェース２７を介して制御用ＰＣ２１に取り込まれる。また、制御用ＰＣ２１は、ＰＩＤ制御部２４Ｌ、２４Ｒから出力される指令電圧をＤ／Ａ変換器２８Ｌ、２８Ｒを介してモータドライバ２９Ｌ、２９Ｒに供給し、指令電圧に基づきモータドライバ２９Ｌ、２９Ｒによりモータ９Ｌ、９Ｒを駆動する。 The interaction torque detected by the torque sensors 12L and 12R of the left and right hip joint units 2L and 2R is amplified via the amplifiers 25L and 25R, converted into a digital signal by the AD converters 26L and 26R, and then I. It is taken into the control PC 21 via the / O interface 27. Further, the control PC 21 supplies the command voltage output from the PID control units 24L and 24R to the motor drivers 29L and 29R via the D / A converters 28L and 28R, and the motor drivers 29L and 29R based on the command voltage. Drives the motors 9L and 9R.
［神経振動子モデル］
ここで、神経振動子を用いた同調制御において、神経振動子の数学モデルには様々なものがあるが、本例では松岡モデルを用いた。図１．４（ａ）には１つの神経振動子をモデル化したものを示す。松岡モデルは、図１．４（ｂ）に示すように、最小の構成である２つの神経素子によって構成され、その２つの神経素子から得られる出力の差が１つの出力として得られる。この出力が周期的であることから、歩行などの周期的な運動生成に適したモデルである。松岡モデルは、式（２，１）〜（２，７）で表されるような非線形微分方程式で表せる。この神経振動子モデルの出力ｏｕｔｐｕｔを、ｇ（ｘ１）−ｇ（ｘ２）とすることで、正弦波のような周期的な信号波形が得られる。ｘ１、ｘ２、ａ１２、ａ２１、ｂ１、ｂ２、Ｓ１、Ｓ２、Ｔａ、Ｔｒ、Ｉｎｐｕｔなどを任意に定めることにより、神経振動子モデルの出力波形を変化させることができる。
[Neural Oscillator Model]
Here, in tuning control using a neural oscillator, there are various mathematical models of the neural oscillator, but in this example, the Matsuoka model was used. FIG. 1.4 (a) shows a model of one neural oscillator. As shown in FIG. 1.4 (b), the Matsuoka model is composed of two neural elements having the minimum configuration, and the difference between the outputs obtained from the two neural elements is obtained as one output. Since this output is periodic, it is a model suitable for periodic motion generation such as walking. The Matsuoka model can be represented by a nonlinear differential equation as represented by equations (2,1) to (2,7). By setting the output output of this neural oscillator model to g (x1) -g (x2), a periodic signal waveform such as a sine wave can be obtained. The output waveform of the neural oscillator model can be changed by arbitrarily defining x1, x2, a12, a21, b1, b2, S1, S2, Ta, Tr, Input, and the like.
ここで、
ｘｉ：ｉ番目の神経素子の内部状態を示す係数
ｇ（ｘｉ）：ｉ番目の神経素子の出力
ｆｉ：ｉ番目の神経素子の疲労状態を表す係数
Ｓｉ：ｉ番目の神経素子への定常入力
ｂｉ：ｉ番目の神経素子の疲労係数
ａｉｊ：ｉ番目の神経素子からｊ番目の神経素子への結合係数（神経素子間の重み係数）Ｔａ，Ｔｒ：時定数
Ｉｎｐｕｔ：外部入力
Ｏｕｔｐｕｔ：出力
here,
xi: Coefficient indicating the internal state of the i-th nerve element g (xi): Output of the i-th nerve element fi: Coefficient representing the fatigue state of the i-th nerve element Si: Constant input to the i-th nerve element bi : Fatigue coefficient of i-th nerve element aij: Coefficient of connection from i-th nerve element to j-th nerve element (weight coefficient between nerve elements) Ta, Tr: Time constant Input: External input Output: Output
松岡モデルは非線形１階連立微分方程式であり、ルンゲ・クッタ法(Runger-Kutta method)により数値積分し解を得る。ルンゲ・クッタ法とは、数値解析において常微分方程式の近似解を求め一連の方法である（松岡清利、神経振動子によるロボットの運動制御、ＩＥＩＣＥ Ｔｅｃｎｉｃａｌ Ｒｅｐｏｒｔ，ＮＣ２０１２−４０，２０１２）。本例においては、４次のルンゲ・クッタ法を用いた。ここでは、与えられた初期値に対し、以下の式（２，８）〜（２，１３）の連立微分方程式を解くことで解が得られる。 The Matsuoka model is a non-linear first-order simultaneous differential equation, and the solution is obtained by numerical integration by the Runge-Kutta method. The Runge-Kutta method is a series of methods for finding approximate solutions of ordinary differential equations in numerical analysis (Kiyotoshi Matsuoka, robot motion control by neural oscillators, IEICE Technical Report, NC2012-40, 2012). In this example, the fourth-order Runge-Kutta method was used. Here, the solution is obtained by solving the simultaneous differential equations of the following equations (2,8) to (2,13) with respect to the given initial value.
ここで、ｋ１は初期値に対する勾配である。ｋ２は区間の中央における勾配であり、勾配ｋ１を用いて、ｘｉ＋ｈ／２におけるｙの値をオイラー法により決定したものである。ｋ３は区間に中央における勾配を再計算したものであり、ｋ２の値から決められたｙの値を用いる。ｋ４は区間の最後における勾配であり、ｋ３の値から決められたｙの値を用いる。このルンゲ・クッタ法を用いて非線形１階連立微分方程式で示された松岡モデルを解き、神経振動子を構築した。 Here, k1 is a gradient with respect to the initial value. k2 is a gradient at the center of the section, and the value of y at xi + h / 2 is determined by the Euler method using the gradient k1. k3 is a recalculation of the gradient in the center of the interval, and the value of y determined from the value of k2 is used. k4 is the gradient at the end of the section, and the value of y determined from the value of k3 is used. Using this Runge-Kutta method, we solved the Matsuoka model shown by the nonlinear first-order simultaneous differential equations and constructed a neural oscillator.
［同調制御方法］
図１．５は、制御装置２０において行われる一方の股関節ユニットに対する同調制御の処理の流れを示す説明図である。神経振動子を用いた同調制御方法は生物が脊髄にもつ神経振動子というリズム生成器を数学的にモデル化したものを用いており、人とロボットが同調して動くことを実現している。このような同調制御については前述の特許文献１、２において提案されている。
[Synchronization control method]
FIG. 1.5 is an explanatory diagram showing a flow of a synchronization control process for one hip joint unit performed by the control device 20. The synchronization control method using a neural oscillator uses a mathematical model of a rhythm generator called a neural oscillator that an organism has in the spinal cord, and realizes that humans and robots move in synchronization. Such tuning control has been proposed in the above-mentioned Patent Documents 1 and 2.
同調制御においては、まず、装着者Ｐとロボティックウエア１の例えば左側の股関節ユニット２Ｌとの間の動きの違いによって生じる相互作用トルクを、ロボティックウエア１の股関節ユニット２Ｌのトルクセンサを用いて所定のサンプリング周期で計測する。 In the tuning control, first, the interaction torque generated by the difference in movement between the wearer P and, for example, the left hip joint unit 2L of the robotic wear 1, is measured by using the torque sensor of the hip joint unit 2L of the robotic wear 1. Measure at a predetermined sampling cycle.
次に、この相互作用トルクの信号に対してゲインを掛けて神経振動子の入力として数値を与える。このときの神経振動子の計算をルンゲ・クッタ法で解くことによって、入力信号に同調した波形が神経振動子から出力される。神経振動子から出力される波形は、ほぼ±１程度の値で振動するような波形が得られる。すなわち、神経振動子からの出力の値に、起立動作における装着者の股関節の回転角度範囲に対応する倍率を掛けることにより、角度に変換している。例えば、振幅２０°を与える場合には、神経振動子の出力値を２０倍するといった要領である。このように、神経振動子の出力信号を角度に変換し、さらにオフセット値を与えることにより、目標角度を求め、ＰＩＤ制御を用いて股関節ユニット２Ｌの新たな軌道を生み出す。 Next, the signal of this interaction torque is multiplied by a gain and a numerical value is given as an input of the neural oscillator. By solving the calculation of the neural oscillator at this time by the Runge-Kutta method, the waveform synchronized with the input signal is output from the neural oscillator. As the waveform output from the neural oscillator, a waveform that vibrates at a value of about ± 1 can be obtained. That is, the value of the output from the neural oscillator is converted into an angle by multiplying it by a magnification corresponding to the rotation angle range of the wearer's hip joint in the standing motion. For example, when giving an amplitude of 20 °, the output value of the neural oscillator is multiplied by 20. In this way, by converting the output signal of the neural oscillator into an angle and further giving an offset value, the target angle is obtained, and a new trajectory of the hip joint unit 2L is created by using PID control.
ここで、オフセット値について説明する。起立動作の軌道が正負で対称ではない（後述の図３．４参照）。与える軌道が、正負で対称の値でない場合には、上記のように倍率を掛けて求めた角度の値に対して、さらに、起立軌道を実現するための補正値であるオフセット値を加算もしくは減算する必要がある。例えば、振幅が２０°で、正方向の角度が３０°、負方向の角度が１０°とする場合には、神経振動子の出力を２０倍し、これにより得られた値に対して、オフセット値として１０を加算することで目標軌道が求められる（後述の図３．５参照）。 Here, the offset value will be described. The trajectory of the standing motion is positive and negative and not symmetrical (see Fig. 3.4 below). If the given orbit is positive or negative and not a symmetrical value, the offset value, which is a correction value for realizing an upright orbit, is added or subtracted from the value of the angle obtained by multiplying by the magnification as described above. There is a need to. For example, when the amplitude is 20 °, the angle in the positive direction is 30 °, and the angle in the negative direction is 10 °, the output of the neural oscillator is multiplied by 20 and offset with respect to the value obtained thereby. The target trajectory can be obtained by adding 10 as a value (see FIG. 3.5 described later).
上記の制御の流れを繰り返すことで、神経振動子の同調引き込みが起こり、装着者Ｐと股関節ユニット２Ｌとが互いに引き込み合うことで協調動作が生成される。このとき、相互作用トルクに対して掛けるゲインを同調ゲインと呼ぶものとすると、この同調ゲインの大小でシステムの同調度合いが変わるという性質をもつ。同調ゲインを高くした場合には人間主体の運動生成が可能となり、同調ゲインを低めていくと、よりロボット（股関節ユニット２Ｌ）が能動的に人間をけん引するような運動生成が可能になる。したがって、同調制御において、装着者Ｐの能力に応じて同調ゲインを調整することで、適切な起立動作アシスト力による起立動作支援を実現できる。 By repeating the above control flow, the neural oscillator is retracted in synchronization, and the wearer P and the hip joint unit 2L are attracted to each other to generate a coordinated operation. At this time, if the gain applied to the interaction torque is called a tuning gain, the tuning degree of the system changes depending on the magnitude of the tuning gain. When the tuning gain is increased, human-centered motion generation becomes possible, and when the tuning gain is lowered, it becomes possible to generate motion in which the robot (hip joint unit 2L) actively pulls the human. Therefore, in the tuning control, by adjusting the tuning gain according to the ability of the wearer P, it is possible to realize the standing motion support by the appropriate standing motion assisting force.
神経振動子に対する外部入力Ｉｎｐｕｔは、相互作用により発生する関節トルク（相互作用トルク）をτ＿ｍｕｔｕａｌとし、同調ゲインをＣとすると、神経振動子の外部入力Ｉｎｐｕｔは次のように表される。
Ｉｎｐｕｔ＝Ｃ＊τ＿ｍｕｔｕａｌ
ただし、０ ≦ Ｃ ≦ １
As for the external input input to the neural oscillator, when the joint torque (interaction torque) generated by the interaction is τ_mutual and the tuning gain is C, the external input input of the neural oscillator is expressed as follows.
Input = C * τ_mutual
However, 0 ≤ C ≤ 1
Ｃ＝０の場合には、外部情報をフィードバックせず、自分自身の特性（振幅や周波数など）に基づく神経振動子モデルの出力が得られる。いいかえれば、同調しない制御となる。Ｃが正の値の場合には、外部情報をフィードバックし、入力信号に引き込まれた（相互作用を取り入れた）神経振動子モデルの出力が得られ同調制御が実現される。同調ゲインＣを調整することによって、望みの同調性を実現することができる。 When C = 0, the output of the neural oscillator model based on its own characteristics (amplitude, frequency, etc.) can be obtained without feeding back external information. In other words, the control is not synchronized. When C is a positive value, external information is fed back, the output of the neural oscillator model drawn into the input signal (incorporating the interaction) is obtained, and tuning control is realized. By adjusting the tuning gain C, the desired tuning can be achieved.
以下に述べる実施例１においては、正負で非対称の軌道を描く起立動作に対応するよう
に、オフセット値として一定の値を与えて軌道を生成している。例えば、股関節では、屈曲側（負側）で３０°、伸展側（正側）で７０°を設定しようとした場合、振幅５０°でオフセット値２０°を与えることになる。また、同調ゲインについても一定の値を与えて同調性を一定に保持している。実施例１において採用したオフセット値一定・同調性一定の軌道生成法を、軌道生成法１と呼ぶ。
In the first embodiment described below, the trajectory is generated by giving a constant value as an offset value so as to correspond to the standing motion of drawing a positive / negative and asymmetrical trajectory. For example, in the hip joint, when trying to set 30 ° on the flexion side (negative side) and 70 ° on the extension side (positive side), an offset value of 20 ° is given with an amplitude of 50 °. Further, a constant value is given to the tuning gain to keep the tuning constant constant. The orbit generation method having a constant offset value and constant synchronism adopted in the first embodiment is referred to as an orbit generation method 1.
これに対して、実施例２においては、オフセットを変化させて目標軌道を修正している。また、同調性についても、同調ゲインを起立動作における屈曲動作と伸展動作とでは切り替えるようにしている。実施例２において採用したオフセット値可変化・同調性切り替えの軌道生成法を、軌道生成法２と呼ぶ。 On the other hand, in the second embodiment, the target trajectory is corrected by changing the offset. Also, regarding the tuning, the tuning gain is switched between the bending motion and the extension motion in the standing motion. The trajectory generation method of offset value variability / synchronization switching adopted in the second embodiment is referred to as a trajectory generation method 2.
［起立動作に対する同調制御の適用可能性：神経振動子モデルのシミュレーション］
起立動作に対して神経振動子モデルを用いた同調制御を行う場合、神経振動子モデルが入力信号に対して単周期のうちに位相を合わせることができることが必要条件である。この神経振動子モデルが単周期で同調できるか否か（非周期運動に対して同調できるか否か）に関して、数値シミュレーションを行って確認した。
[Applicability of tuning control to standing motion: simulation of neural oscillator model]
When performing tuning control using the neural oscillator model for the standing motion, it is a necessary condition that the neural oscillator model can match the phase with the input signal in a single cycle. Numerical simulation was performed to confirm whether or not this neural oscillator model can be synchronized in a single period (whether or not it can be synchronized with aperiodic motion).
（シミュレーション条件の設定）
そのために、まず、ロボティックウエア１は装着しているがそこに搭載されている起立動作支援用の股関節アクチュエータ４Ｌ、４Ｒ（以下、これらを纏めて「股関節アクチュエータ４」と呼ぶ。）の左右のモータ９Ｌ、９Ｒ（以下、これらを纏めて「モータ９」と呼ぶ。）が動かない状態、すなわち、モータ９へのトルク指令がゼロの状態で、装着者Ｐが起立動作を行った際の角度（関節軸の回転角度）と、装着者Ｐと股関節アクチュエータ４との間の相互作用力を表す相互作用トルクの変化の様子を実験によって確認した。
(Simulation condition setting)
For that purpose, first, the robotic wear 1 is attached, but the left and right hip joint actuators 4L and 4R (hereinafter, collectively referred to as "hip joint actuator 4") for supporting the standing motion mounted therein are left and right. The angle at which the wearer P performs the standing operation in a state where the motors 9L and 9R (hereinafter collectively referred to as "motor 9") do not move, that is, in a state where the torque command to the motor 9 is zero. (Rotation angle of the joint axis) and the change of the interaction torque representing the interaction force between the wearer P and the hip joint actuator 4 were confirmed by experiments.
すなわち、起立動作中に生じる相互作用トルクと角度を股関節アクチュエータ４が動作停止状態（無負荷状態）で計測して、ロボティックウエア１の装着者Ｐが起立動作において発生する発生トルクである相互作用トルクを計測した。図２．１に計測結果を示す。 That is, the interaction torque and angle generated during the standing motion are measured by the hip joint actuator 4 in the operation stopped state (no load state), and the interaction that is the torque generated by the wearer P of the robotic wear 1 in the standing motion. The torque was measured. Figure 2.1 shows the measurement results.
着座状態の角度を０とした場合、上体を屈曲時の最小角度は約−１５度となり、起立完了時の角度は約３０度となった。この結果から、関節軸に対する角度変化の比率は、屈曲側と伸展側で１：２程度の正弦波に近い波形であることが分かる。また、周期は３秒程度であった。相互作用トルクの値も同様の傾向が見られた。 When the sitting angle was set to 0, the minimum angle when the upper body was bent was about -15 degrees, and the angle when the standing was completed was about 30 degrees. From this result, it can be seen that the ratio of the angle change to the joint axis is a waveform close to a sine wave of about 1: 2 on the flexion side and the extension side. The cycle was about 3 seconds. A similar tendency was observed for the value of the interaction torque.
上記の実験結果に基づき、神経振動子モデルの数値シミュレーションの条件を設定する。まず、神経振動子モデルの入力として、０．２５Ｈｚの正弦波を基準波形として入力する。これは、上記の起立動作測定の値よりも少し遅い値にした。また、入力基準波形の振幅を２とし、屈曲側と伸展側の値が１：２程度となるように、関節軸に対して入力信号を＋０．５Ｎｍずらした。 Based on the above experimental results, the conditions for numerical simulation of the neural oscillator model are set. First, as an input of the neural oscillator model, a 0.25 Hz sine wave is input as a reference waveform. This was set to a value slightly slower than the value of the above standing motion measurement. Further, the amplitude of the input reference waveform was set to 2, and the input signal was shifted by +0.5 Nm with respect to the joint axis so that the values on the flexion side and the extension side were about 1: 2.
このように設定した入力基準波形を入力した場合の出力波形が、入力基準波形に対してどの程度位相遅れが生じるかを確認するシミュレーションを行った。図２．２に入力基準波形および出力波形を示す。 A simulation was performed to confirm how much phase delay occurs in the output waveform when the input reference waveform set in this way is input with respect to the input reference waveform. Figure 2.2 shows the input reference waveform and the output waveform.
次に、この状態から、位相をずらした場合の入力信号と出力信号の位相差を、入力を開始してから一番初めのピークの値によって比較を行った。図２．３に比較結果を示す。 Next, from this state, the phase difference between the input signal and the output signal when the phases were shifted was compared by the value of the first peak after the input was started. Figure 2.3 shows the comparison results.
図２．３に示すように、若干の位相差が生じてはいるが、入力波形の位相に関わらず、単周期の中で、神経振動子モデルは入力信号に対して位相を合わせることができることが
確認された。
As shown in Fig. 2.3, although there is a slight phase difference, the neural oscillator model can match the phase with the input signal in a single cycle regardless of the phase of the input waveform. Was confirmed.
［装着実験１：同調に関する検証実験］
（実験装置）
実験装置は図１．１に示すロボティックウエア１と同一であり、その左右の股関節ユニット２Ｌ、２Ｒの左右２台の股関節アクチュエータ４（モータ９）を用いてアシスト効果の検証実験を行った。本実験では、事前に、パラメータを変更することにより、神経振動子モデルの自励振動を起立動作の周波数付近に調整した。起立実験は椅子に座った状態から始め、立ち上がるまでの測定を行った。
[Mounting experiment 1: Verification experiment on tuning]
(Experimental device)
The experimental device is the same as the robotic wear 1 shown in FIG. 1.1, and an experiment for verifying the assist effect was performed using the left and right hip joint actuators 4 (motors 9) of the left and right hip joint units 2L and 2R. In this experiment, the self-excited vibration of the neural oscillator model was adjusted to near the frequency of the standing motion by changing the parameters in advance. The standing experiment started from sitting on a chair and measured until standing up.
実験装置の仕様を表１に示す。股関節ユニット２のモータ９は山洋電気株式会社製のモータを使用している。減速機１０は株式会社ハーモニック・ドライブ・システムズ製の「ハーモニックドライブ（登録商標）」を使用している。 Table 1 shows the specifications of the experimental equipment. The motor 9 of the hip joint unit 2 uses a motor manufactured by Sanyo Denki Co., Ltd. The speed reducer 10 uses "Harmonic Drive (registered trademark)" manufactured by Harmonic Drive Systems Co., Ltd.
図２．４に示すように、減速機１０の出力部材であるフレックスプライン（可撓性外歯車）のダイヤフラムに、トルクセンサとして等角度間隔で三ケ所に歪ゲージが貼ってある。これらの歪ゲージの出力から、実験装置と人間の相互作用によって発生する相互作用トルクを検出する。 As shown in FIG. 2.4, strain gauges are attached to the diaphragm of the flex spline (flexible external gear), which is an output member of the reduction gear 10, at three places at equal angle intervals as a torque sensor. From the output of these strain gauges, the interaction torque generated by the interaction between the experimental device and humans is detected.
（実験方法）
まず、ロボティックウエア１の股関節ユニット２が装着者の起立動作に対して同調しているかどうかを確認する実験を行った。本実験では、パイプ椅子を用いて、椅子から立ち上がり動作を行い同調しているか否かを検証した。神経振動子モデルの自励振動の周波数（股関節ユニット２の股関節アクチュエータ４の動きの速さ）に関する時定数Ｔａ、Ｔｒの比率を、１：０．２に固定し、Ｔａを１．２、１．３、１．４の３パターンで変化させロボットの周波数を変化させた。
(experimental method)
First, an experiment was conducted to confirm whether or not the hip joint unit 2 of the robotic wear 1 was synchronized with the standing motion of the wearer. In this experiment, using a pipe chair, it was verified whether or not it was synchronized by standing up from the chair. The ratio of the time constants Ta and Tr with respect to the frequency of self-excited vibration of the neural oscillator model (the speed of movement of the hip joint actuator 4 of the hip joint unit 2) is fixed at 1: 0.2, and Ta is 1.2, 1. The frequency of the robot was changed by changing it in three patterns of .3 and 1.4.
また、同調性（ロボットが人に同調する度合いを意味し、同調ゲインＣを設定することで変化させることができる。）については、同調性が相対的に高いもの（ロボティックウエアが装着者の動きに対して合わせる状態）と同調性が相対的に低いもの（装着者の動きをロボティックウエアが本来持つ動きに引き込む作用が強い状態）の２種類のパラメータを設定した。実験条件１〜６を以下の表２に示す。 In addition, the synchronization (meaning the degree to which the robot synchronizes with a person and can be changed by setting the synchronization gain C) has a relatively high synchronization (robotic wear is worn by the wearer). Two types of parameters were set: one that matches the movement) and one that has relatively low synchronization (a state in which the movement of the wearer is strongly drawn into the original movement of the robotic wear). Experimental conditions 1 to 6 are shown in Table 2 below.
また、被検者は、２０代健常者男性１人で、手を使わずに２から３秒程度の速さで立ち上がるよう指示した。条件一定のため、背もたれに背中を付けた状態から動作を開始した
。図２．５に実験の様子を示す。
In addition, the subject instructed one healthy male in his twenties to stand up at a speed of about 2 to 3 seconds without using his hands. Since the conditions were constant, the operation was started with the back attached to the backrest. Figure 2.5 shows the state of the experiment.
（実験結果）
実験結果を図２．６、図２．７および図２．８に示す。これらの図に示されている角度は、実際に股関節アクチュエータ４が動いた角度を示している。また、括弧の中の高低（ｈｉｇｈ，ｌｏｗ）の文字は、同調性の値が大きい場合と小さい場合を示している。破線で区切られた区間が立ち上がり動作を行っている部分である。
(Experimental result)
The experimental results are shown in FIGS. 2.6, 2.7 and 2.8. The angles shown in these figures indicate the angles at which the hip joint actuator 4 actually moved. The high and low characters in the parentheses indicate the case where the synchronization value is large and the case where the synchronization value is small. The section separated by the broken line is the part where the rising operation is performed.
同調に関する実験により次の事項が確認された。
１）同調性の違いによる影響
同調性が大きくなるほど、位相差が小さくなり、また、相互作用トルクが小さくなる。２）ロボット周波数による影響
相互作用トルクのピーク値は、入力基準波長の長短（速度の大小）に応じて次のように変化する。
（速度中：Ｔａ＝１．３）＞（速度高：Ｔａ＝１．２）＞（速度低：Ｔａ＝１．４）
３）相互作用トルクのピーク
起立動作の屈曲から伸展への変化時にピーク（最大）になる。
４）同調に関して
相互作用トルクはピーク後に収束する傾向を示しているので、徐々に装着者に股関節アクチュエータが同調したことを示している。
The following items were confirmed by the experiment on entrainment.
1) Effect of difference in synchrony The larger the synchrony, the smaller the phase difference and the smaller the interaction torque. 2) Effect of robot frequency The peak value of the interaction torque changes as follows according to the length (speed) of the input reference wavelength.
(Medium speed: Ta = 1.3)> (High speed: Ta = 1.2)> (Low speed: Ta = 1.4)
3) Peak of interaction torque Peak (maximum) occurs when the standing motion changes from flexion to extension.
4) Regarding synchronization Since the interaction torque tends to converge after the peak, it indicates that the hip joint actuator is gradually synchronized with the wearer.
［装着実験２：アシスト効果の検証実験］
アシスト効果の検証実験には、筋電位測定を用いて評価を行った。筋電位と筋肉の発生力は比例関係にあることから、アシスト効果があるとすれば、活動時の筋電位が減少するはずである。
[Mounting experiment 2: Assist effect verification experiment]
In the verification experiment of the assist effect, evaluation was performed using myoelectric potential measurement. Since the myoelectric potential and the muscle generating force are in a proportional relationship, if there is an assisting effect, the myoelectric potential during activity should decrease.
計測には、追坂電子機器製の表面筋電位計測装置、Personal-EMGを用いた。装着実験１の場合と同じく、この実験でも、ロボティックウエアの股関節ユニット２の左右の２台のモータ９のみ制御を行った場合のアシスト効果について検証した。 For the measurement, a surface myoelectric potential measuring device manufactured by Oisaka Electronics, Personal-EMG was used. Similar to the case of the mounting experiment 1, in this experiment as well, the assist effect when only the two motors 9 on the left and right of the hip joint unit 2 of the robotic wear were controlled was verified.
（実験方法）
実験条件としては、装着実験１（同調に関する検証実験）の条件（表２参照）に、制御無しの場合を加えた７条件で実験を行った。制御無しの場合は、その他の条件と同じ重量が体に掛かるようにした。各パラメータについて、５回ずつ計測を行った。本実験では立ち上がりのタイミングは指定しないが、５秒間程度の起立をしてもらった。立ち上がり補助の必要がない健常者１名で実験を行ったため、アシスト効果を確認できるように、敢えて立ち上がり方は上体の反動を使わず上体が屈曲した後一度軽く停止して、立ち上がりを行うよう指示した。また、立ち上がり速度は事前にメトロノームを用いて覚えてもらった。
(experimental method)
As the experimental conditions, the experiment was carried out under 7 conditions including the condition (see Table 2) of the mounting experiment 1 (verification experiment regarding tuning) and the case without control. When there was no control, the same weight as under other conditions was applied to the body. Each parameter was measured 5 times. In this experiment, the timing of rising was not specified, but the person was asked to stand for about 5 seconds. Since the experiment was conducted with one healthy person who does not need to assist in standing up, the method of standing up is to stop lightly after the upper body bends without using the recoil of the upper body so that the assist effect can be confirmed. Instructed. In addition, the rising speed was learned in advance using a metronome.
本実験ではビデオ撮影を行い、画像処理によって上体の動きが屈曲から伸展に変化する点から立ち上がって関節角度の変化が無くなる点までの積分筋電位の値を用いて、定量的に比較した。比較には、股関節の伸展に関わる大殿筋と大腿二頭筋の二つの筋電位を用いた。また、測定は大殿筋、大腿二頭筋ともにそれぞれ左右の筋肉で行った。 In this experiment, video recording was performed, and quantitative comparisons were made using the values of the integrated myoelectric potentials from the point where the movement of the upper body changes from flexion to extension by image processing to the point where the joint angle does not change after standing up. For comparison, we used two myoelectric potentials, the gluteus maximus and biceps femoris, which are involved in hip extension. The measurements were performed on the left and right muscles of both the gluteus maximus and biceps femoris.
（実験結果）
図２．９、図２．１０に実験結果を示す。これらの図において、グラフの値は積分筋電位の値を％ＭＶＣ法を用いて正規化し、その後、値を積分して動作全体で生じた筋電位を求め、さらに、５回の実験データで平均化した数値である。また、左右のバランスのずれによる差が出ないように、同じ筋肉の左右でも値の平均値をとった。制御無しの場合と、
その他の全ての値から、ｔ検定を行い有意差があるか否かを確認した。
(Experimental result)
The experimental results are shown in FIGS. 2.9 and 2.10. In these figures, the values in the graph are obtained by normalizing the integrated myoelectric potential value using the% MVC method, and then integrating the values to obtain the myoelectric potential generated in the entire motion, and further averaging the values in five experimental data. It is a converted numerical value. In addition, the average value was taken for the left and right of the same muscle so that there would be no difference due to the imbalance between the left and right. With no control and
From all the other values, t-test was performed to confirm whether there was a significant difference.
大殿筋に関しては、制御無しの全てのパラメータに対して筋電位の減少傾向が確認される。ただし、５％の有意水準に対して有意差または有意傾向が確認されたのは、Ｔａ＝１．４の場合だけであった。また、大腿二頭筋に関しても、有意傾向が見られたのは、Ｔ＝１．４の場合のみであった。 For the gluteus maximus, a decreasing tendency of myoelectric potential is confirmed for all uncontrolled parameters. However, a significant difference or a significant tendency was confirmed only when Ta = 1.4 with respect to the significance level of 5%. Also, regarding the biceps femoris, a significant tendency was observed only when T = 1.4.
このように、入力基準波形の周波数（起立支援動作の周波数）による影響については次の点が確認された。
１）速度低（Ｔａ＝１．４）で同調性大の場合に筋電位が最小
２）速度中（Ｔａ＝１．３）で同調性大の場合に筋電位が最大
In this way, the following points were confirmed regarding the effect of the frequency of the input reference waveform (frequency of the standing support operation).
1) The myoelectric potential is minimum when the velocity is low (Ta = 1.4) and the synchronization is high. 2) The myoelectric potential is maximum when the velocity is medium (Ta = 1.3) and the synchronization is high.
次に、図２．１１、図２．１２には、最もアシスト効果の得られなかったＴａ＝１．３の場合と、最もアシスト効果の得られたＴａ＝１．４の場合について、角度変化と相互作用トルクの変化を示す。 Next, in FIGS. 2.11 and 2.12, the angle changes in the case of Ta = 1.3 in which the least assist effect was obtained and in the case of Ta = 1.4 in which the most assist effect was obtained. And the change in interaction torque.
（アシスト効果に関する考察）
上記のように、比較的早い起立動作に対しては、ロボットの動きを人の動きよりも少し早く設定した場合に、ある程度、同調した後に、人の動きを追い越してロボットが先導するような現象が確認された。また、比較的遅い起立動作に対しては、かなりの精度で同調するがアシスト効果が確認された。さらに、人の動きよりも遅いロボットの動きの方が、相互作用トルクの変化も緩やかで、アシスト力が継続的に掛かったため、筋活動量の減少につながったと考えられる。ロボットの動きを早くする場合には、本実験で設定した同調性の値よりも同調性を下げることにより、人に同調し過ぎず、継続的にアシスト力を与えることに繋がると考えられる。
(Consideration on assist effect)
As described above, for a relatively fast standing motion, when the robot movement is set a little earlier than the human movement, the robot leads the robot by overtaking the human movement after synchronizing to some extent. Was confirmed. In addition, for a relatively slow standing motion, the assist effect was confirmed although it was synchronized with considerable accuracy. Furthermore, it is considered that the movement of the robot, which is slower than the movement of the human, changes the interaction torque more slowly and the assist force is continuously applied, which leads to a decrease in the amount of muscle activity. When speeding up the movement of the robot, it is considered that lowering the synchronization than the value of synchronization set in this experiment will lead to continuous assisting force without being over-synchronized with the person.
［装着実験３］
（実験装置）
実験装置は、装着実験１の場合と同様に図１に示すロボティックウエア１と同一であり、その左右の股関節ユニット２の左右２台のモータ９を用いてアシスト効果の検証実験を行った。実験装置の仕様も装着実験１と同一である（表１参照）。
[Mounting experiment 3]
(Experimental device)
The experimental device is the same as the robotic wear 1 shown in FIG. 1 as in the case of the mounting experiment 1, and the assist effect verification experiment was conducted using the two left and right motors 9 of the left and right hip joint units 2. The specifications of the experimental device are also the same as those of the mounting experiment 1 (see Table 1).
（股関節ユニットの起立速度の設定）
神経振動子モデルを用いた同調制御においては、本来、神経振動子への入力は周期的な信号が望ましい。しかし、起立動作支援の際には、入力が単周期であるので、いかに早い段階で同調できるかが重要になる。このとき、同調できるまでの時間を左右する要素として最も影響が大きいのは、装着者とロボティックウエア（股関節ユニット）の起立速度の差であると考えられる。
(Setting the standing speed of the hip joint unit)
In the tuning control using the neural oscillator model, it is originally desirable that the input to the neural oscillator is a periodic signal. However, when supporting the standing motion, since the input is a single cycle, it is important how early the synchronization can be performed. At this time, it is considered that the difference in the standing speed between the wearer and the robotic wear (hip joint unit) has the greatest influence as a factor that influences the time until synchronization is possible.
本実験では、事前に計測した相互作用トルクから、装着者の起立速度の指標を求め、股関節ユニットの速度を装着者に合わせた状態で同調制御を行った。起立速度の設定は、装着者が起立動作を行った場合における股関節ユニット２の無負荷状態での角度変化を計測し、計測結果に基づき行った。 In this experiment, an index of the wearer's standing speed was obtained from the interaction torque measured in advance, and tuning control was performed with the speed of the hip joint unit adjusted to the wearer. The standing speed was set based on the measurement result by measuring the change in the angle of the hip joint unit 2 in the no-load state when the wearer performed the standing motion.
図２．１３は無負荷状態における股関節ユニット２の出力軸（関節軸）の角度変化の計測結果を示すグラフである。この計測結果に基づき、股関節ユニット２の起立時間を次のように設定した。まず、相互作用トルク値が最大および最小となる時間を検出する。この相互作用トルクの最小値から最大値までの時間が、装着者が股関節の伸展を開始してから直立状態になるまでの大凡の時間に相当すると考えられる。次に、求めた時間を正弦波の半周期と仮定して、股関節ユニット２の起立速度を決定した（股関節ユニット２の起立時
間を神経振動子の自励振動周期により設定する）。本実験においては、ロボットの運動周期は２秒とした。
FIG. 2.13 is a graph showing the measurement result of the angle change of the output shaft (joint shaft) of the hip joint unit 2 in the no-load state. Based on this measurement result, the standing time of the hip joint unit 2 was set as follows. First, the time at which the interaction torque value becomes maximum and minimum is detected. It is considered that the time from the minimum value to the maximum value of this interaction torque corresponds to the approximate time from the start of extension of the hip joint to the upright state of the wearer. Next, the standing speed of the hip joint unit 2 was determined by assuming that the obtained time was a half cycle of a sine wave (the standing time of the hip joint unit 2 is set by the self-excited vibration cycle of the neural oscillator). In this experiment, the movement cycle of the robot was set to 2 seconds.
（実験方法）
本実験では、装着実験１と同様に、アシスト効果を評価するために表面筋電位の計測を行った。被検者は２０代健常者男性１名で手を使わずに起立するように指示し、起立速度が一定になるようにメトロノームを使用して一定リズムで起立してもらった。
(experimental method)
In this experiment, the surface myoelectric potential was measured in order to evaluate the assist effect, as in the wearing experiment 1. The subject was instructed by a healthy male in his twenties to stand up without using his hands, and he was asked to stand up with a constant rhythm using a metronome so that the standing speed would be constant.
実験条件は、トルク指令値がゼロで制御を行わない状態、股関節ユニット２を装着者の起立速度に合わせて制御した場合で同調性が大と小の場合を加えた３パターンの実験を５回ずつ行った。表３には筋電位を計測する被験筋とその役割を示し、図２．１４には被験筋の位置を示す。 The experimental conditions were three patterns of experiments, including the case where the torque command value was zero and no control was performed, the case where the hip joint unit 2 was controlled according to the standing speed of the wearer, and the case where the synchronization was large and small. I went one by one. Table 3 shows the test muscles for measuring myoelectric potential and their roles, and FIG. 2.14 shows the positions of the test muscles.
なお、本実験では、股関節の伸展動作のみのアシストを考える。データは、それぞれ起立動作のうち股関節の最大屈曲時から直立状態になるまでの筋電位を計測したものである。 In this experiment, we consider assisting only the extension movement of the hip joint. The data are measured from the maximum flexion of the hip joint to the upright state of each standing motion.
（筋電位計測結果）
図２．１５に筋電位計測結果を示す。
(Myoelectric potential measurement result)
Figure 2.15 shows the results of myoelectric potential measurement.
（伸展時の表面筋電位による検証）
結果より、同調性に関わらず、最も筋電位の減少が確認されたのが大腿直筋である。最大で３０％程度もの減少があった。次に減少が大きかったのは、膝関節や下腿に関する筋である。また、脊柱起立筋でも減少傾向が確認されたことから、体幹部が安定的な状態で起立動作を行えることが分かる。ハムストリングス、大殿筋、肺腹筋について筋電位の減少は確認できなかった。
(Verification by surface myoelectric potential during extension)
From the results, it was the rectus femoris that was confirmed to have the greatest decrease in myoelectric potential regardless of synchrony. There was a maximum decrease of about 30%. The next largest decrease was in the muscles related to the knee joint and lower leg. In addition, since a decreasing tendency was also confirmed in the erector spinae muscles, it can be seen that the trunk can perform standing movements in a stable state. No decrease in myoelectric potential was confirmed for the hamstrings, gluteus maximus, and lung abdominal muscles.
このように、股関節については、大腿直筋は同調性大で筋電位に大きな減少が得られアシスト力が有効に作用していることが分かる。これに対して、同調性小では動作タイミングにずれが生じるので筋電位の減少程度が少なくなっているものと考えられる。一方、ハムストリングスや大殿筋に大きな変化が無かったことは、伸展し始めの段階でのアシスト力が小さいことが分かる。 As described above, regarding the hip joint, it can be seen that the rectus femoris muscle has a large degree of synchronization and a large decrease in the myoelectric potential is obtained, and the assist force is effectively acting. On the other hand, it is considered that the degree of decrease in myoelectric potential is small because the operation timing is deviated when the synchronization is small. On the other hand, the fact that there were no major changes in the hamstrings or gluteus maximus indicates that the assisting force at the beginning of extension was small.
また、膝関節については、外側広筋の平均値が最大となり、アシスト力によって負担を大きく減らすことができたことが分かる。また、同調性大で、より大きな減少が確認され、ロボットが先行して動作する時間が多いことが分かる。 In addition, for the knee joint, the average value of the vastus lateralis muscle became the maximum, and it can be seen that the burden could be greatly reduced by the assisting force. In addition, it is confirmed that the synchronization is large and the decrease is larger, and it can be seen that the robot has a lot of time to move in advance.
（相互作用トルクと角度による検証）
起立動作の角度変化については、図２．１６に示すように、制御の有無にかかわらず略一定であった。
(Verification by interaction torque and angle)
As shown in FIG. 2.16, the change in the angle of the standing motion was substantially constant regardless of the presence or absence of control.
起立動作の相互作用トルクについては、図２．１７に示すように、屈曲と伸展の切り替えが起立動作全体を１００％とすると起立動作開始時点から５０％前後の時点であること
が分かる。
As for the interaction torque of the standing motion, as shown in FIG. 2.17, it can be seen that the switching between flexion and extension is about 50% from the start of the standing motion, assuming that the entire standing motion is 100%.
また、同調制御を行った場合において、相互作用トルクにより股関節ユニット先行か装着者先行かを判断できる。図２．１８は、屈曲時および伸展時におけるロボット先行の場合、人間（装着者）先行の場合におけるトルクの向き（正負）を示す説明図である。 Further, when the tuning control is performed, it is possible to determine whether the hip joint unit precedes or the wearer precedes by the interaction torque. FIG. 2.18 is an explanatory diagram showing the direction (positive / negative) of the torque in the case of the robot leading in the bending and extension and in the case of the human (wearer) leading.
図２．１８において、伸展時のトルクが負の値を示している領域は、ロボットが先行している状態である。伸展動作におけるロボット先行時の評価を、相互作用トルク積分値を用いて行った。図２．１９に示すように、同調性が大きい方が、相互作用トルク積分値が大きく、伸展動作において継続的にアシスト力が作用していることが分かる。 In FIG. 2.18, the region where the torque at the time of extension shows a negative value is a state in which the robot is ahead. The evaluation of the extension motion when the robot preceded was performed using the integrated value of the interaction torque. As shown in FIG. 2.19, it can be seen that the larger the synchronism, the larger the integral value of the interaction torque, and the assist force continuously acts in the extension operation.
（起立全体に占める伸展時間率）
ここで、同調制御を行った場合と行っていない場合での起立周期全体における最大屈曲時から直立状態までの時間の割合に着目した。図２．２０には起立全体に占める伸展時間率を示してある。
(Extension time ratio in the entire standing)
Here, we focused on the ratio of the time from the maximum flexion to the upright state in the entire standing cycle between the case where the tuning control was performed and the case where the tuning control was not performed. Figure 2.20 shows the rate of extension time in the entire standing position.
同調性の大小にかかわらず、起立動作全体に対する伸展時間の割合が１０％程度減少することから、起立動作アシストにより、伸展時に股関節の伸展方向にアシスト力が働き、伸展動作を速めたことが、膝関節の伸展を行う内側広筋や外側広筋、前脛骨筋の活動量を抑えた（装着者への起立動作時の負担が低減した）と考えられる。 Regardless of the degree of synchronism, the ratio of the extension time to the entire standing motion is reduced by about 10%. Therefore, the standing motion assist exerts an assisting force in the extension direction of the hip joint during extension to accelerate the extension motion. It is considered that the activity of the vastus medialis, vastus lateralis, and tibialis anterior muscles that extend the knee joint was suppressed (the burden on the wearer during the standing motion was reduced).
（実験結果の考察）
筋電位計測の結果より、ロボティックウエアによる起立支援によって、股関節の伸展がアシストされたことで、伸展時間が短縮され、股関節を動かす筋でも筋電位の減少が確認されたと考えられる。また、脊柱起立筋の筋電位の減少から、起立動作中のアシスト力の影響を受けても、上体姿勢の維持には特に問題がないことが分かる。
(Discussion of experimental results)
From the results of myoelectric potential measurement, it is considered that the extension time of the hip joint was shortened by assisting the extension of the hip joint by the standing support by the robotic wear, and the decrease of the myoelectric potential was confirmed even in the muscle moving the hip joint. Further, from the decrease in the myoelectric potential of the erector spinae muscles, it can be seen that there is no particular problem in maintaining the upper body posture even if it is affected by the assisting force during the standing motion.
同調性の大小による違いとして、同調性大の場合に比べて、小の場合には筋電位の減少が少なくなっている。これは、同調性が小さいことによる同調までの時間の遅れによる影響であると考えられる。より筋力を必要とする離臀状態の初期には、あまり同調せず、アシスト効果が減少してしまったと考えられる。 As a difference depending on the degree of synchronization, the decrease in myoelectric potential is smaller in the case of small synchronization than in the case of large synchronization. This is considered to be due to the delay in the time until synchronization due to the small synchronization. It is probable that in the early stage of the hip state, which requires more muscle strength, the assist effect was reduced due to poor synchronization.
また、ハムストリングスや大殿筋、肺腹筋に影響が出なかったのは、今回の被検者が健常者であり、動作速度が速いため、速筋の少ない後ろの筋肉に変化が無かった可能性がある。 In addition, the hamstrings, gluteus maximus, and lung abdominal muscles were not affected because the subject was a healthy person and the movement speed was high, so it is possible that there was no change in the back muscles with few fast muscles. There is.
以上説明したように、同調制御を用いて起立動作アシストの実験を行った。このとき、股関節ユニットの起立速度を装着する人間の起立速度に合わせることで、股関節ユニットの同調遅れを緩和し、よりアシスト力を受けやすい状態になると考えらえる。起立動作の相互作用トルクの実測値から股関節ユニットの速度を決め制御を行ったところ、起立時における伸展時間が短縮され、特に、全面の筋肉で筋活動の減少が認められた。同調性小の場合は、大の場合に比べて人間に対して同調するまでに遅れが生じるので、アシスト効果が減少することが分かった。脊柱起立筋は、体幹部の姿勢保持を行う筋であるが、筋電位の減少が確認された。これは、起立時の中間姿勢の時間がアシストにより短くなったため生じたと考えられる。 As described above, an experiment of standing motion assist was conducted using tuning control. At this time, by matching the standing speed of the hip joint unit with the standing speed of the person wearing the hip joint unit, it is considered that the synchronization delay of the hip joint unit is alleviated and the assist force is more easily received. When the speed of the hip joint unit was determined and controlled from the measured value of the interaction torque of the standing motion, the extension time at the time of standing was shortened, and a decrease in muscle activity was observed especially in the muscles on the entire surface. It was found that in the case of low synchronization, the assist effect is reduced because there is a delay in synchronizing with humans compared to the case of large synchronization. The erector spinae muscle is a muscle that maintains the posture of the trunk, but a decrease in myoelectric potential was confirmed. It is probable that this was caused because the time of the intermediate posture when standing up was shortened by the assist.
また、膝関節の筋電位が大きく生じているのは、膝関節の負担が大きいことを示している。したがって、起立動作において、膝関節ユニットを同調制御することにより、より有効な起立動作時のアシストを行うことが可能であると考えられる。 In addition, the fact that the myoelectric potential of the knee joint is large indicates that the burden on the knee joint is large. Therefore, it is considered that more effective assist during the standing motion can be performed by synchronously controlling the knee joint unit in the standing motion.
［起立動作支援と同調制御］
本発明者等は、上記の実施例１によって起立動作に対する神経振動子を用いた同調制御の有効性について確認できたことを踏まえ、起立動作における同調制御の適用時に必要な設定（オフセット値、同調性）について検討を行った。
[Standing motion support and synchronization control]
Based on the fact that the present inventors have confirmed the effectiveness of the tuning control using the neural oscillator for the standing motion in the above-mentioned Example 1, the settings (offset value, tuning) necessary for applying the tuning control in the standing motion. Gender) was examined.
まず、起立動作中における右股関節と右膝関節の角度変化を計測した。計測は、実施例１の場合と同一構成のロボティックウエア１を装着して起立動作を行った際の関節角度を、右側の股関節アクチュエータ４Ｒ、右側の膝関節アクチュエータのそれぞれのモータ内に組み込まれたエンコーダにより計測したものである。 First, the angle change between the right hip joint and the right knee joint during the standing motion was measured. In the measurement, the joint angle when the robotic wear 1 having the same configuration as that of the first embodiment is attached and the standing motion is performed is incorporated in each motor of the right hip joint actuator 4R and the right knee joint actuator. It was measured by the encoder.
図３．１に示すように、各関節角度は、モータ出力軸から見て時計回りを正とし、反時計回りを負と設定しており、右の股関節と膝関節の角度は屈曲伸展で正負が異なる。着座状態の股関節角度および膝関節角度をそれぞれ０°として設定している。 As shown in Fig. 3.1, each joint angle is set to be positive in the clockwise direction and negative in the counterclockwise direction when viewed from the motor output shaft, and the angles of the right hip joint and knee joint are positive and negative in flexion and extension. Is different. The hip joint angle and the knee joint angle in the seated state are set to 0 °, respectively.
図３．２は計測によって得られた起立動作中における右股関節（Ｈｉｐ ｊｏｉｎｔ）と膝関節（Ｋｎｅｅ ｊｏｉｎｔ）の角度変化を示す。縦軸は角度であり、横軸は、坐位から立位までの起立動作範囲を１００％として正規化した場合における各角度における起立動作の位置を示す。 FIG. 3.2 shows the angle change between the right hip joint (Hip joint) and the knee joint (Knee joint) during the standing motion obtained by the measurement. The vertical axis represents an angle, and the horizontal axis indicates the position of the standing motion at each angle when the standing motion range from the sitting position to the standing position is normalized as 100%.
図３．３には起立動作の姿勢変化を時系列に示してある。この図に示すように、起立動作において、その開始点である坐位(Sitting position)から股関節の最大屈曲位(Maximum
flexed position）までを屈曲相(Flexion phase)として扱い、起立における股関節の最大屈曲位から立位(Standing position)までを伸展相(Extension phase)として扱うこととする。
Figure 3.3 shows the posture changes of the standing motion in chronological order. As shown in this figure, in the standing motion, from the sitting position, which is the starting point, to the maximum flexion position of the hip joint (Maximum).
The flexed position is treated as the flexion phase, and the hip joint from the maximum flexion position to the standing position in the standing position is treated as the extension phase.
［制御アルゴリズム］
起立動作支援に対して同調制御を適用する場合に、従来の歩行支援時の同調制御法とは異なる設定が必要になる。起立動作が、非周期運動であること、および、歩行と比べて生成する起動が大きいことに起因して生じるオフセット値の影響による問題に対処する必要があるためである。神経振動子を用いた同調制御を用いて起立動作支援を適切に行うには、神経振動子を用いた起立動作の軌道生成を適切に行い、起立段階に応じて適切に同調性を切り換え制御することが必要になる。
[Control algorithm]
When applying the tuning control to the standing motion support, a setting different from the conventional tuning control method at the time of walking support is required. This is because it is necessary to deal with the problem caused by the influence of the offset value caused by the fact that the standing motion is an aperiodic motion and the activation generated is larger than that of walking. In order to properly support the standing motion using the tuning control using the neural oscillator, the trajectory of the standing motion using the neural oscillator is appropriately generated, and the tuning is appropriately switched and controlled according to the standing stage. Is needed.
（同調制御における軌道生成法とオフセット値による影響）
実施例２による軌道生成法２を説明するのに先立って、同調制御の軌道生成法と制御中に人間が動作停止を行った場合のロボットの挙動について説明する。
(Effect of orbit generation method and offset value in tuning control)
Prior to explaining the trajectory generation method 2 according to the second embodiment, the trajectory generation method of tuning control and the behavior of the robot when a human stops the operation during the control will be described.
図３．４に神経振動子からの出力波形の例を示す。先に述べたように、神経振動子は±１程度の値で振動するモデルであり、軌道生成は、神経振動子からの出力の値に角度に対応する倍率を掛けることにより目標角度を設定している。例えば、振幅２０°を与える場合には、神経振動子の出力値を２０倍するといった要領である。 Figure 3.4 shows an example of the output waveform from the neural oscillator. As mentioned earlier, the neural oscillator is a model that vibrates at a value of about ± 1, and orbit generation sets the target angle by multiplying the value of the output from the neural oscillator by the magnification corresponding to the angle. ing. For example, when giving an amplitude of 20 °, the output value of the neural oscillator is multiplied by 20.
起立動作に適用する場合には、起立動作の軌道が図３．２に示したように正負で対称ではない。このように、与える軌道が、正負で対称の値でない場合には、倍率を掛けて求めた角度の値に対して、起立軌道を実現するためのオフセット値を加算もしくは減算する。振幅が２０°で、正方向の角度が３０°、負方向の角度が１０°とする場合には、図３．５に示すように、神経振動子の出力を２０倍し、これにより得られた値に対して、オフセット値として１０を加算することで目標軌道が求められる。 When applied to the standing motion, the trajectory of the standing motion is positive and negative and not symmetrical as shown in FIG. 3.2. In this way, when the given orbit is positive or negative and is not a symmetrical value, an offset value for realizing an upright orbit is added or subtracted from the value of the angle obtained by multiplying the magnification. When the amplitude is 20 °, the positive angle is 30 °, and the negative angle is 10 °, the output of the neural oscillator is multiplied by 20 as shown in Fig. 3.5, and this is obtained. The target trajectory can be obtained by adding 10 as an offset value to the value.
図３．６に、上記の要領で制御した際に、人間が停止した場合のロボットの角度（股関節アクチュエータ４の出力軸の角度）と相互作用トルクの変化を示す。このグラフは、振幅は２０°に設定してあり、正方向に１６°、負方向に２４°、すなわち、オフセット値として−４を与えた場合のものである。このとき、同調制御の作用により、ロボットは装着者に同調していき、それに伴い相互作用トルクも減少して０に近い値に収束する。神経振動子への入力信号である相互作用トルクが０に収束した状態においては、神経振動子の出力も０に収束する。しかし、オフセット値による影響が残るので、−４°という角度に収束していることがグラフより確認できる。つまり、実際にはロボットはオフセット値に応じた角度に収束してしまう。 FIG. 3.6 shows changes in the robot angle (the angle of the output shaft of the hip joint actuator 4) and the interaction torque when a human stops when controlled in the above manner. In this graph, the amplitude is set to 20 °, 16 ° in the positive direction and 24 ° in the negative direction, that is, when -4 is given as an offset value. At this time, due to the action of the tuning control, the robot synchronizes with the wearer, and the interaction torque also decreases accordingly and converges to a value close to zero. When the interaction torque, which is an input signal to the neural oscillator, converges to 0, the output of the neural oscillator also converges to 0. However, since the influence of the offset value remains, it can be confirmed from the graph that it converges to an angle of -4 °. That is, in reality, the robot converges to an angle corresponding to the offset value.
先に述べた実施例１における起立支援制御で採用している軌道生成法１では、正負で非対称の軌道を描く起立動作に対応するように、オフセット値を設定して軌道を生成している。例えば、股関節では、屈曲側（負側）で３０°、伸展側（正側）で７０°を設定しようとした場合、振幅５０°でオフセット値２０°を与えることになる。このとき、人間が坐位を維持しようとしても、ロボットは２０°伸展側に動いた状態に収束しようとする。この状態で制御を行った場合には、坐位においても伸展させようとする力が働いてしまうことが明らかになった。この状態を改善するために、実施例２において採用する軌道生成法２では、オフセット値を可変化して軌道を生成する。 In the trajectory generation method 1 adopted in the standing support control in the first embodiment described above, an offset value is set to generate a trajectory so as to correspond to the standing motion of drawing a positive / negative and asymmetrical trajectory. For example, in the hip joint, when trying to set 30 ° on the flexion side (negative side) and 70 ° on the extension side (positive side), an offset value of 20 ° is given with an amplitude of 50 °. At this time, even if the human tries to maintain the sitting position, the robot tries to converge to the state of moving to the extension side by 20 °. It was clarified that when the control is performed in this state, the force for extending is exerted even in the sitting position. In order to improve this state, in the trajectory generation method 2 adopted in the second embodiment, the offset value is made variable to generate the trajectory.
（オフセット値可変化の神経振動子による起立軌道生成）
非周期運動に対して同調制御を用いる際に、実施例１において用いた軌道生成法１ではオフセット値による影響が大きくなることや、単周期内で同調しにくいといった問題が生じる。そのために、起立動作の状態に応じて適切な同調状態を生成するために、屈曲から伸展の動作切替えを認識し、適切な軌道を生成する手法を考案した。
(Old orbit generation by neural oscillator with variable offset value)
When the tuning control is used for aperiodic motion, the trajectory generation method 1 used in the first embodiment has problems that the influence of the offset value becomes large and that it is difficult to synchronize within a single cycle. Therefore, in order to generate an appropriate tuning state according to the state of the standing motion, a method of recognizing the motion switching from flexion to extension and generating an appropriate trajectory was devised.
まず、人間が坐位の状態においては、人間に対してロボットが力を加えない状態で初期位置に停止させることが必要である。このとき、ロボットには、股関節、膝関節ともに２０°の振幅を与え、初期のオフセット値は０とする。２０°という値は、実際に計測された屈曲時の最大屈曲角度を参考に設定した。この設定によって、坐位の状態の角度が０度として設定されたロボットは、神経振動子を介することで、人間停止時に０°の位置に停止する状態となる。 First, when the human is in the sitting position, it is necessary to stop the robot at the initial position without applying any force to the human. At this time, the robot is given an amplitude of 20 ° for both the hip joint and the knee joint, and the initial offset value is set to 0. The value of 20 ° was set with reference to the actually measured maximum bending angle at the time of bending. With this setting, the robot whose sitting angle is set to 0 ° is in a state of stopping at a position of 0 ° when a human is stopped via a neural oscillator.
また、このロボットの停止状態において、人間が屈曲運動を開始した場合にも、相互作用トルクに神経振動子が同調し、設定された２０°までの屈曲動作には、ロボットが同調可能であるため、屈曲動作が阻害されにくい状態となることが考えられる。神経振動子が０に収束した状態では、屈曲伸展のどちらの方向から動作を開始した場合にも同調できるため、人間の屈曲伸展動作開始の意思を反映しやすい設定であると言える。この状態で、屈曲相においてロボットが人間に同調することで、スムーズな伸展動作開始が実現できると考えられる。 Further, even when a human starts a bending motion in the stopped state of the robot, the neural oscillator synchronizes with the interaction torque, and the robot can synchronize with the set bending motion up to 20 °. , It is considered that the bending motion is not easily hindered. In the state where the neural oscillator has converged to 0, it can be synchronized regardless of which direction the movement is started in the flexion / extension direction, so that it can be said that the setting easily reflects the human intention to start the flexion / extension movement. In this state, it is considered that the smooth start of the extension operation can be realized by synchronizing the robot with the human in the bending phase.
次に、最大屈曲から立位の状態を実現する軌道生成法を示す。この最大屈曲位までにロボットが人間に同調していた場合、人間とロボットの運動速度の差が少なくなることで、伸展動作においてロボットが短周期内で引き込み特性を最大限発揮し伸展速度を人間に合わせることができる。この状態から、オフセット値を加算していくことで、ロボットの制御動作を引き出し、同調するだけでは発揮しにくい補助力を人間に働かせることが可能になると考えられる。 Next, an orbit generation method that realizes a standing state from the maximum bending is shown. When the robot is synchronized with the human up to this maximum flexion position, the difference in motion speed between the human and the robot is reduced, so that the robot maximizes the pull-in characteristic within a short cycle in the extension motion and the extension speed is set to the human Can be adjusted to. From this state, by adding the offset value, it is considered possible to draw out the control operation of the robot and apply an auxiliary force that is difficult to exert by just synchronizing.
加算するオフセット値については、伸展動作開始の時点に合わせて徐々にオフセット値を掛ける必要がある。そこで、伸展動作開始の時点をロボットで認識する方法を取り入れた。具体的には、股関節角度によって伸展動作開始を認識するようにしている。計測した
股関節角度の値から極小値を認識することによって、動作の屈曲から伸展への切り換えの認識が可能となる。また、その際の誤認識を防ぐために、関節角度の１０°以上の屈曲という条件も付加した。このように、伸展開始を認識し、そこからロボットに設定した伸展時間内にオフセット値を徐々に加算することで、立位の状態までの軌道を生成し、目的の角度に到達した時点でモータを停止するように設定を行った。
Regarding the offset value to be added, it is necessary to gradually multiply the offset value according to the time when the extension operation is started. Therefore, we adopted a method to recognize the time when the extension operation starts with a robot. Specifically, the start of the extension motion is recognized by the hip joint angle. By recognizing the minimum value from the measured hip joint angle value, it is possible to recognize the switching from flexion to extension of the motion. Further, in order to prevent erroneous recognition at that time, a condition of flexion of a joint angle of 10 ° or more was added. In this way, by recognizing the start of extension and gradually adding the offset value within the extension time set for the robot, a trajectory to the standing state is generated, and when the target angle is reached, the motor Was set to stop.
膝関節においては、股関節の屈曲中には角度変化は起こらず、股関節と同時に伸展が開始されるため、股関節と同時に膝関節のオフセット値の切り替えを開始する設定とした。また、オフセット値に関しては、最終的に実現したいオフセット値をロボットの設定伸展時間で割った値を徐々に加算することで、伸展時間完了時にロボットのオフセットが完了するように設定を行った。 In the knee joint, the angle does not change during the flexion of the hip joint, and the extension starts at the same time as the hip joint. Therefore, the offset value of the knee joint is switched at the same time as the hip joint. As for the offset value, the offset value to be finally realized was divided by the set extension time of the robot and gradually added, so that the offset of the robot was completed when the extension time was completed.
これらの設定により、非周期運動に対して同調させる区間とアシスト力が必要な区間を明確に分けて異なる設定を用いることで、人間へのロボットの同調と効率的な補助を可能にすることができると考えられる。 With these settings, it is possible to synchronize the robot with humans and efficiently assist by clearly separating the section to be synchronized with the aperiodic motion and the section requiring assist force and using different settings. It is thought that it can be done.
（起立段階に応じた同調ゲインの切り替え）
上記のオフセット値可変化による補助効果に対して大きな影響力を与える要素として、同調ゲインの設定が挙げられる。それは、屈曲動作と伸展動作において、ロボットとしての役割が異なるためである。屈曲動作は、より人間に同調して屈曲から伸展動作に切り替わる時点での同調遅れによる抵抗を軽減する区間として位置付ける。また、伸展動作は、ロボットが軌道を維持して人間よりも先行動作し大きな補助力を生じさせる区間と位置付ける。実施例２では、この役割を効率的に果たす設定にするため、同調ゲインを起立段階に応じて切り替えるようにする。
(Switching of tuning gain according to the standing stage)
The setting of the tuning gain can be mentioned as an element that has a great influence on the auxiliary effect by the above-mentioned offset value variability. This is because the roles of the robot are different in the bending motion and the extending motion. The bending motion is positioned as a section for reducing the resistance due to the tuning delay at the time when the bending motion is switched to the extension motion in synchronization with the human being. In addition, the extension motion is positioned as a section in which the robot maintains its trajectory and moves ahead of the human being to generate a large assisting force. In the second embodiment, the tuning gain is switched according to the standing stage in order to efficiently fulfill this role.
屈曲動作においては、より人間に同調し、人間の動作の抵抗にならないように制御を行う必要があるため、同調ゲインを高く設定した。この設定により、ロボットが人間意思をより反映した動作生成を行うことができる。この作用により、屈曲段階でロボットが人間の起立速度に同調した状態を生成しておくことで、ロボット動作の遅れをなくし、伸展時のオフセットによる先行動作を生成しやすくなると考えられる。 In the bending motion, the tuning gain is set high because it is necessary to synchronize with the human and control so as not to become resistance to the human motion. With this setting, the robot can generate a motion that more reflects the human intention. It is considered that this action eliminates the delay in the robot movement by generating a state in which the robot synchronizes with the standing speed of the human in the bending stage, and makes it easier to generate the preceding movement due to the offset at the time of extension.
次に、伸展動作においては、ロボットが人間に同調するよりも、人間動作よりロボットが先行した動作を維持することが、大きなアシスト力を発生させるために必要である。ここでは、先行動作を生成するために、オフセット値を加算した軌道に沿ったロボット動作を生成する必要があるが、同調性が高い場合には人間に同調してしまいアシスト力が減少してしまうことが予想される。そこで、伸展動作においては、同調ゲインを中程度まで下げることとした。この設定により、人間の動作意思が反映された動作が生成されつつも、ロボットが設定された軌道を満たすように動作できると考えられる。 Next, in the extension motion, it is necessary to maintain the motion in which the robot precedes the human motion rather than the robot synchronizing with the human in order to generate a large assist force. Here, in order to generate the preceding motion, it is necessary to generate the robot motion along the trajectory to which the offset value is added, but if the synchronization is high, it will synchronize with the human and the assist force will decrease. It is expected that. Therefore, in the extension operation, it was decided to lower the tuning gain to a medium level. It is considered that this setting allows the robot to move so as to satisfy the set trajectory while generating a movement that reflects the human movement intention.
同調ゲインの切り替えにおいても、屈曲動作から伸展動作の切り替えを、ロボットが認識する必要がある。オフセット値の切り替え時と同様に、股関節角度が１０°以上屈曲側にあり、かつ、極小値を取った時点で瞬間的に同調ゲインの切り替えを行った。このように、起立段階に応じて同調ゲインを切り替えることで、人間意思を反映しながらも、効果的に補助力を生じさせるとともに、非周期運動に対して効率的に同調することが可能になると推察される。 Even when switching the tuning gain, it is necessary for the robot to recognize the switching from the bending motion to the extension motion. Similar to the case of switching the offset value, the tuning gain was instantaneously switched when the hip joint angle was 10 ° or more on the flexion side and the minimum value was taken. In this way, by switching the tuning gain according to the standing stage, it is possible to effectively generate an auxiliary force and efficiently synchronize with aperiodic movement while reflecting human intention. Inferred.
（制御フローの例）
図３．７には、上記の軌道生成法２（オフセット値可変化・同調性切り替え）の概念図を示してある。また、図３．８には、実施例２における同調制御の制御手順を示す概略フローチャートを示してある。
(Example of control flow)
FIG. 3.7 shows a conceptual diagram of the above-mentioned orbit generation method 2 (offset value variability / synchronization switching). Further, FIG. 3.8 shows a schematic flowchart showing a control procedure for tuning control in the second embodiment.
これらの図に示すように、軌道生成方法２においては、動作の切り替えとともに、オフセット値を可変にし、同調ゲインの切り替えを行うことで、起立動作のような非周期運動に対してもロボットが人間に同調しながらも先行動作を生成し、人間を補助することが可能となると予想される。さらに、人間の起立動作に合わせたロボットの伸展時間を設定することで、神経振動子の同調特性がより効果的に働き、短時間の動作に対してもロボットが同調する制御が可能となると考えられる。 As shown in these figures, in the trajectory generation method 2, the robot is human even for aperiodic motion such as standing motion by switching the motion, changing the offset value, and switching the tuning gain. It is expected that it will be possible to assist humans by generating preceding movements while synchronizing with. Furthermore, by setting the extension time of the robot according to the human standing motion, the tuning characteristics of the neural oscillator work more effectively, and it is possible to control the robot to synchronize even for a short time motion. Be done.
［健常者による同調制御の検証実験］
健常者における実験を行い、実施例２の同調制御法（軌道生成法２）によって得られる効果の検証を行った結果を示す。実験では、股関節のみのモータ制御を実施例１において採用した同調制御法（軌道生成法１：オフセット値一定・同調性一定）で行った場合と、実施例２の軌道生成法２により股・膝関節の制御を行った場合のデータの比較を行った。
[Verification experiment of tuning control by healthy people]
The result of conducting an experiment in a healthy person and verifying the effect obtained by the tuning control method (orbit generation method 2) of Example 2 is shown. In the experiment, the motor control of only the hip joint was performed by the synchronization control method (trajectory generation method 1: constant offset value / constant synchronization) adopted in Example 1, and the hip / knee was performed by the trajectory generation method 2 of Example 2. We compared the data when joint control was performed.
（実験環境）
実験では、それぞれ、２０代前半で、身長が１７０ｃｍ程度の体格の似た男性１名ずつを対象とし実験を行った。対象動作は椅子からの起立動作である。
(Experiment environment)
In each experiment, one male in his early twenties with a height of about 170 cm and a similar physique was subjected to the experiment. The target movement is the standing movement from the chair.
（実験条件）
図４．１に実験条件の一覧表を示す。それぞれ個人の伸展時間に合わせてロボット側に予め伸展時間を設定し、この伸展時間（グラフでは０％と表す）で制御を行った場合と、±１０％の伸展時間を設定した制御を行った場合との比較を行い、ロボットの設定速度による影響を確認する。このパターンに加え、モータをフリー状態にした状態（以下、「ＴＦ」と表す）で、角度や相互作用トルクを計測し、このテーダを装着実施の軌道データとして扱う。それぞれのパターンで各５回ずつ計測実験を行った。
(Experimental conditions)
Figure 4.1 shows a list of experimental conditions. The extension time was set in advance on the robot side according to the individual extension time, and control was performed with this extension time (expressed as 0% in the graph), and control was performed with an extension time of ± 10%. Compare with the case and confirm the influence of the set speed of the robot. In addition to this pattern, the angle and interaction torque are measured in the state where the motor is in the free state (hereinafter referred to as "TF"), and this theta is treated as the trajectory data of the mounting implementation. Measurement experiments were performed 5 times for each pattern.
（被験筋の選定）
被験筋として、大腿直筋、外側広筋、大殿筋を対象とする。特に、大腿直筋と外側広筋については膝関節の伸展の際に活動する筋であり、表面筋電位の減少が認められれば、補助効果があったと考えられる。大殿筋は股関節の伸展に関わる筋として計測を行った。表面筋電位は１００％ＭＶＣ値によって評価を行う。
(Selection of test muscle)
The test muscles are the rectus femoris, vastus lateralis, and gluteus maximus. In particular, the rectus femoris and vastus lateralis muscles are the muscles that are active when the knee joint is extended, and if a decrease in the surface myoelectric potential is observed, it is considered that there was an auxiliary effect. The gluteus maximus was measured as a muscle involved in hip extension. The surface myoelectric potential is evaluated by the 100% MVC value.
（評価項目）
以下のように、相互作用トルク、表面筋電位および伸展時間の３項目について、制御法１、２の実験結果について比較および評価を行った。
(Evaluation item)
The experimental results of control methods 1 and 2 were compared and evaluated for the three items of interaction torque, surface myoelectric potential, and extension time as follows.
（検証実験結果）
（相互作用トルクと角度の関係）
図４．２〜図４．５に、軌道生成法１における同調ゲインと設定速度の違いにおける各関節に生じる相互作用トルクと関節角度の変化を示す。これらのグラフでは、屈曲開始から立位の状態までを１００％に正規化しており、屈曲相（Flexion）と伸展相（Extension）の境界が屈曲から伸展への切り替え時点であり、各曲線は、各条件で平均軌跡を求めてグラフ化したものである。
(Verification experiment results)
(Relationship between interaction torque and angle)
Figures 4.2 to 4.5 show the changes in the interaction torque and joint angle that occur in each joint due to the difference between the tuning gain and the set speed in the trajectory generation method 1. In these graphs, the period from the start of flexion to the standing position is normalized to 100%, the boundary between the flexion phase (Flexion) and the extension phase (Extension) is the time when the flexion is switched to the extension, and each curve is The average trajectory is calculated under each condition and graphed.
ＴＦの状態においては、モータが動作しない状態における関節角度の変化が示されている。この角度変化が、装着者自身が持つ軌道といえる。この場合、約５０％を境に、関節の屈曲と伸展が入れ替わるということになる。このときの相互作用トルクの値を見ると、屈曲時には負の値を取っていたものが、伸展時には値が正値を取っている。この相互作用トルクの変化がロボットに対して人間が常に先行して動作した場合の相互作用トルクであると考えられる。制御を行った場合に、共通して相互作用トルクが負値を取るのは、オフ
セット値の影響でロボットが伸展側に常に動こうとしていることの現れである。人間が屈曲開始してから相互作用トルクが負の値のピークを迎えるのは、伸展しようとするロボットに対して人間が反発しながら屈曲しているためのであると考えられる。同調ゲインが高い場合において、それが低い場合よりもピーク値が低い傾向にあるのは、より早くロボット側が人間に同調したためであろう。
In the TF state, the change in the joint angle in the state where the motor does not operate is shown. It can be said that this angle change is the trajectory of the wearer himself. In this case, the flexion and extension of the joint are switched at about 50%. Looking at the value of the interaction torque at this time, what was taking a negative value at the time of bending is taking a positive value at the time of extension. It is considered that this change in the interaction torque is the interaction torque when the human always moves ahead of the robot. The common negative value of the interaction torque when controlled is an indication that the robot is always trying to move to the extension side due to the influence of the offset value. It is considered that the reason why the interaction torque reaches a negative peak after the human starts bending is that the human is bending while repelling the robot trying to extend. When the tuning gain is high, the peak value tends to be lower than when it is low, probably because the robot side tuned to the human earlier.
ＴＦのように動作が伸展に切り替わったところで、関節の動作が反転し相互作用トルクの値の正負が反転する状態が、人間がロボットよりも先行した状態であると考えた場合、制御を行った場合の伸展相において相互作用トルク値が正負反転するまでの時間がアシスト効果のある区間であると考えられる。この正負反転しない状態の区間の長さをパラメータ毎に比較すると、±１０％で同調ゲインが高い場合が最も長く、次いで、＋１０％で同調ゲインが低い場合となる。この二つのパラメータにおいて筋電位の減少が大きくなった場合、この仮説が成り立つと考えられる。 When it was considered that the state in which the joint movement was reversed and the positive / negative of the interaction torque value was reversed when the movement was switched to extension as in TF, the human was ahead of the robot, control was performed. In the extension phase of the case, the time until the interaction torque value reverses positively and negatively is considered to be a section having an assist effect. Comparing the length of the section without positive / negative inversion for each parameter, the case where the tuning gain is high at ± 10% is the longest, and then the case where the tuning gain is low at + 10%. It is considered that this hypothesis holds when the decrease in myoelectric potential becomes large in these two parameters.
次に、図４．６〜図４．９に、軌道生成法２における設定速度の違いにおける各関節に生じる相互作用トルクと関節角度の変化を示す。すべてのパラメータにおいて、伸展動作時の相互作用トルクがＴＦの時と比べて反転していることが分かる。また、屈曲時に大きなピーク値が生じていないことを考慮すると、軌道生成法１よりもはるかに安定して屈曲動作に入れる設定になっているといえる。 Next, FIGS. 4.6 to 4.9 show changes in the interaction torque and joint angle generated in each joint due to the difference in the set speed in the trajectory generation method 2. It can be seen that in all the parameters, the interaction torque during the extension operation is reversed as compared with that during the TF. Further, considering that a large peak value does not occur at the time of bending, it can be said that the setting is made to enter the bending operation much more stably than the trajectory generation method 1.
また、最大屈曲角を迎えるまでの時間に差があることが考えられる。加えて、０％設定が最もＴＦに近い波形を示しており、本来の起立動作に近い動作が生成されていたと考えられる。アシスト効果については、股関節を考えた場合に０％で最もロボットの先行動作が生成されていたと考えられる。逆に、膝関節の場合は、０％が最も相互トルクが小さい値で変化していたため、アシスト力が弱いと考えられる。 In addition, it is possible that there is a difference in the time until the maximum bending angle is reached. In addition, the 0% setting shows the waveform closest to TF, and it is considered that the motion close to the original standing motion was generated. Regarding the assist effect, it is considered that the leading motion of the robot was generated most at 0% when considering the hip joint. On the contrary, in the case of the knee joint, 0% changed at the value with the smallest mutual torque, so it is considered that the assist force is weak.
ここで、先に図２．１８に示したように、ロボットと人間の相対的な位置に差が生じた際に、相互作用トルクが発生すると考えられ、この相対的位置に差が生じるというのはオフセット値の設定により人間動作よりもロボットの角速度が大きくなった場合に生じるはずである。この状態では、ロボットが人間の動作方向に力を加えていると考えられる。このときに生じている相互作用トルクが人間を補助していると仮定し、この補助力が働いていると考えられる区間を「補助領域」ということとする。 Here, as shown in FIG. 2.18 earlier, it is considered that an interaction torque is generated when a difference occurs in the relative positions of the robot and the human, and the difference occurs in this relative position. Should occur when the angular velocity of the robot is higher than that of human movement due to the setting of the offset value. In this state, it is considered that the robot is applying force to the human movement direction. Assuming that the interaction torque generated at this time assists the human being, the section in which this assisting force is considered to be working is referred to as the "auxiliary region".
補助トルクの判別を行うには、ＴＦ時に生じる相互作用トルクに対して正負が反転した値の相互作用トルクが生じているかどうかを判定すればよい。それは、ＴＦ時に生じている相互作用トルクは人間がロボットに対して常に先行して動作を行った際に回転軸が生じるものであるからである。相互作用トルクがＴＦ時と反転している場合には、ロボットが人間よりも先行して動作していると考えられる。 In order to determine the auxiliary torque, it is sufficient to determine whether or not an interaction torque having a positive / negative value reversed with respect to the interaction torque generated during TF is generated. This is because the interaction torque generated during TF is generated when a human always moves in advance of the robot to generate a rotation axis. When the interaction torque is reversed from that at the time of TF, it is considered that the robot is operating ahead of the human.
以下では、この補助領域について議論を行うために、補助領域の平均補助トルク（補助領域における相互作用トルクの平均値）と補助区間（起立動作全体を１００％として正規化した際に補助区間が起立全体に占める割合）を求めた。 In the following, in order to discuss this auxiliary area, the average auxiliary torque of the auxiliary area (the average value of the interaction torque in the auxiliary area) and the auxiliary section (the auxiliary section stands up when the entire standing motion is normalized as 100%). Percentage of the total) was calculated.
図４．１０に補助領域のグラフを示し、図４．１１に平均補助トルクのグラフを示す。補助区間については、軌道生成法１と比較し、軌道生成法２では、倍以上の補助区間が生じていることが分かる。このことから、軌道生成法２（オフセット値可変化、同調ゲイン切り替え）で、よりアシスト効果が高いことが予想される。また、平均補助トルクに関しても、軌道生成法１よりも、継続的に補助力が働いていることが確認できる結果であると考えられる。ただし、軌道生成法２では、速度の条件にかかわらず、補助領域の差が少なくなっていることから、補助領域の生成にはオフセット値の可変化が大きく影響している
ことが考えられる。
A graph of the auxiliary region is shown in FIG. 4.10, and a graph of the average auxiliary torque is shown in FIG. 4.11. As for the auxiliary section, it can be seen that the orbit generation method 2 has more than double the auxiliary section as compared with the orbit generation method 1. From this, it is expected that the orbit generation method 2 (variable offset value, switching of tuning gain) has a higher assist effect. In addition, it is considered that the average auxiliary torque can be confirmed to be continuously applied as compared with the trajectory generation method 1. However, in the orbit generation method 2, since the difference between the auxiliary regions is small regardless of the velocity condition, it is considered that the variability of the offset value has a great influence on the generation of the auxiliary region.
次に、人の起立軌道に沿ったロボットの動きが正しく生成されているかを評価するために、動作開始点αから最大屈曲点βまでの角度（最大屈曲角度とする）と最大屈曲点βから立位γまでの角度（最大伸展角度とする）を求めて、各条件での値を比較した。求め方について図４．１２にて例を示す。 Next, in order to evaluate whether the movement of the robot along the standing trajectory of the person is correctly generated, from the angle from the movement start point α to the maximum bending point β (referred to as the maximum bending angle) and the maximum bending point β. The angle to the standing position γ (referred to as the maximum extension angle) was obtained, and the values under each condition were compared. An example of how to obtain it is shown in Fig. 4.12.
図４．１３〜図４．１６に、上記要領で求めた最大屈曲角度と最大伸展角度のグラフを示す。図４．１３は、軌道生成法１の結果を示しており、図４．１４〜図４．１６は軌道生成法２の結果を示してある。ここでは、各パラメータを５％水準でｔ検定を行っている。 FIGS. 4.13 to 4.16 show graphs of the maximum flexion angle and the maximum extension angle obtained in the above procedure. FIG. 4.13 shows the result of the orbit generation method 1, and FIGS. 4.14 to 4.16 show the result of the orbit generation method 2. Here, each parameter is t-tested at the 5% level.
軌道生成法１では、屈曲においては−１０％の同調ゲインが低い場合に５％水準で有意に屈曲角度が大きくなった。また、伸展では、−１０％以外のパラメータで有意に伸展角度の減少がみられた。 In the orbit generation method 1, when the tuning gain of -10% was low, the bending angle was significantly increased at the 5% level. In extension, a significant decrease in extension angle was observed for parameters other than -10%.
軌道生成法２では、股関節については最大屈曲角度と最大伸展角度のグラフを示し、膝関節に関しては伸展のみの評価を行った。結果より、伸展角度はＴＦ時に比べて有意に低下してしまっている。原因としては軌道の設定が小さすぎることが考えられる。 In the trajectory generation method 2, graphs of the maximum flexion angle and the maximum extension angle were shown for the hip joint, and only the extension was evaluated for the knee joint. From the result, the extension angle is significantly lower than that at the time of TF. The cause may be that the orbit setting is too small.
軌道生成法１、軌道生成法２ともに、伸展時の最大角度に低下がみられる傾向があることが明らかとなった。軌道設定をより大きく設定しなおすことで、より自然な軌道になることが考えられる。 It was clarified that both the orbit generation method 1 and the orbit generation method 2 tended to decrease the maximum angle at the time of extension. It is conceivable that the orbit will be more natural by resetting the orbit setting to a larger value.
（表面筋電位による補助効果の検討）
図４．１７〜図４．２２には、各被験筋に対する筋電位の％ＭＶＣを示す。図４．１７〜図４．１９では軌道生成法１における被験筋の筋電位の％ＭＶＣ値を示しており、図４．２０〜図４．２２では軌道生成法２における％ＭＶＣ値を示した。ここでも、ＴＦと各パラメータ間において、５％水準でｔ検定を行った。
(Examination of auxiliary effect by surface myoelectric potential)
FIGS. 4.17 to 4.22 show% MVC of myoelectric potential for each test muscle. FIGS. 4.17 to 4.19 show the% MVC value of the myoelectric potential of the test muscle in the orbit generation method 1, and FIGS. 4.20 to 4.22 show the% MVC value in the orbit generation method 2. .. Again, a t-test was performed at the 5% level between the TF and each parameter.
軌道生成法１においては、相互作用トルクで同調性の高低にかかわらず＋１０％のパラメータにおいて、相互作用トルクが反転するまでの区間が長かったことから、筋電位の値も減少していると推察される。実際に大腿直筋では、ＴＦ時よりも有意に値が減少していることが確認できた。ただし、その他のパラメータにおいても大腿直筋は減少傾向がみられることから、この制御において、膝関節の伸展に対し効果的であることが考えらえる。ただし、股関節の伸展にかかわる大殿筋で有意差はなかった。 In the orbit generation method 1, it is inferred that the myoelectric potential value also decreased because the interval until the interaction torque was reversed was long at the parameter of + 10% regardless of the level of synchronization with the interaction torque. Will be done. In fact, in the rectus femoris, it was confirmed that the value was significantly reduced compared to the time of TF. However, since the rectus femoris muscle tends to decrease in other parameters as well, it is considered that this control is effective for the extension of the knee joint. However, there was no significant difference in the gluteus maximus muscle involved in hip extension.
次に、軌道生成法２では、大腿直筋においてＴＦ時と比較し各パラメータ間で有意に筋電位の減少が確認された。外側広筋、大殿筋においては、計測値の標準偏差が大きく有意差はでなかったものの、±１０％のパラメータには減少傾向がみられている。０％のパラメータにおいて股関節はアシストされたものの膝関節に働く力が小さかったものと考えられる。よって、股関節のアシストよりも膝関節のアシストの方がアシスト効果を得られやすいと考えられる。一般に、起立時に生じる股関節のトルクというのは３０Ｎ・ｍほどであり、膝関節は２０Ｎ・ｍ程度であるとされている。そのため、制御法２で生じる２Ｎ・ｍ程度の力で効果が得られやすいのは膝関節である可能性が高い。 Next, in the trajectory generation method 2, a significant decrease in myoelectric potential was confirmed between each parameter in the rectus femoris muscle as compared with the time of TF. In the vastus lateralis muscle and gluteus maximus muscle, the standard deviation of the measured values was large and not significantly different, but the parameter of ± 10% showed a decreasing tendency. It is probable that the hip joint was assisted at the parameter of 0%, but the force acting on the knee joint was small. Therefore, it is considered that the assist effect of the knee joint is more likely to be obtained than the assist of the hip joint. Generally, the torque of the hip joint generated when standing up is about 30 Nm, and the torque of the knee joint is about 20 Nm. Therefore, it is highly possible that the knee joint is likely to be effective with the force of about 2 Nm generated by the control method 2.
（伸展時間による検討）
図４．２３に伸展時間による比較を行った結果を示す。軌道生成法１では、伸展時間の差が殆どみられなかったのに対して、軌道生成法２では、伸展時間の差がみられた。このとき、軌道生成法２では、１．５秒の設定伸展時間を基準としたため、±１０％に関して
はロボットの設定どおりの速度に引き込まれていることが分かる。ただし、０％で伸展時間が長くなってしまったのは、装着者が装置に慣れていないことから、補助感をもってから起立動作をおこなってしまったことが要因として挙げられる。結果として、屈曲動作の勢いを活かすことのできない遅い起立動作が実現されたために、補助効果が得られなかったと考えられる。
(Examination by extension time)
Figure 4.23 shows the results of comparison by extension time. In the orbit generation method 1, there was almost no difference in the extension time, whereas in the orbit generation method 2, there was a difference in the extension time. At this time, since the trajectory generation method 2 is based on the set extension time of 1.5 seconds, it can be seen that ± 10% is drawn to the speed set by the robot. However, the reason why the extension time became long at 0% is that the wearer was not accustomed to the device, and therefore the standing motion was performed after having a sense of assistance. As a result, it is probable that the auxiliary effect could not be obtained because the slow standing motion that could not utilize the momentum of the bending motion was realized.
（考察）
比較実験においては、膝関節により補助力を加えることで、より効果的な補助が実現できる可能性を示唆するものであった。
(Discussion)
In the comparative experiment, it was suggested that more effective assistance could be realized by applying assistive force to the knee joint.
また、軌道生成法２（オフセット値可変化、同調ゲイン切り替え）では、継続的に人間に対してアシスト力をかけ続けられること、人間の屈曲から伸展への動作の切り替え時の相互作用トルクの変化が緩やかなことから、軌道生成法１（オフセット値一定、同調ゲイン一定）よりも、屈曲時の抵抗感は少ないものと考えられる。 In addition, in the orbit generation method 2 (variable offset value, switching of tuning gain), the assist force can be continuously applied to the human, and the interaction torque changes when the motion from bending to extension of the human is switched. It is considered that the feeling of resistance at the time of bending is less than that of the orbit generation method 1 (the offset value is constant and the tuning gain is constant).
ロボットにおける設定伸長時間については、装着者本人の伸展時間に合わせて設定した０％において、もっともＴＦ時の軌道を満たす結果となった。 Regarding the set extension time in the robot, the result was that the trajectory at the time of TF was most satisfied at 0% set according to the extension time of the wearer himself / herself.
軌道生成法２では、０％以外はロボットの設定伸展時間に基づいた起立動作に引き込まれていることが確認された。その場合、ロボットが人間に対して先行動作を生成しやすく、結果、筋負担の減少がみられたのではないかと考えられる。０％で筋負担の減少がみられなかったのは、屈曲の動作速度が伸展で継続的に活かされなかったことが原因であると考えられる。 In the trajectory generation method 2, it was confirmed that all but 0% were drawn into the standing motion based on the set extension time of the robot. In that case, it is considered that the robot tends to generate a preceding motion for humans, and as a result, the muscle burden is reduced. The reason why the muscle load was not reduced at 0% is considered to be that the motion speed of flexion was not continuously utilized in extension.
以上の結果より、軌道生成法１と比較し、軌道生成法２において筋負担の減少傾向が大きくなったことから、より補助効果があるのは軌道生成法２であるとの考えから、軌道生成法２を用いて片麻痺患者による評価実験を行った。 From the above results, the tendency of the muscle load to decrease in the orbit generation method 2 became larger than that in the orbit generation method 1, and it is considered that the orbit generation method 2 has a more auxiliary effect. An evaluation experiment was conducted with hemiplegic patients using Method 2.
［片麻痺患者による評価実験］
（対象者：subjects）
ブルンストロームステージ（Brunnstrom stage: Brs）におけるステージIV、Ｖの患者とし、実験においては杖などを使用せずに実験を行ってもらった。図５．１には、対象者一覧表を示す。
[Evaluation experiment by hemiplegic patients]
(Target: subjects)
The patients were patients with stages IV and V at the Brunnstrom stage (Brs), and the experiments were conducted without using a cane or the like. FIG. 5.1 shows a list of target persons.
（実験環境）
先に述べた「健常者による同調制御の検証実験」における場合と同様である。
(Experiment environment)
This is the same as in the case of the "verification experiment of tuning control by healthy subjects" described above.
（実験方法）
リハビリ訓練用の椅子から立ち上がり動作の計測を行った、図５．２には、実験条件一覧表を示す。立ち上がり時には手による補助動作を用いず、また、杖は使用せずに起立動作を行うよう指示をしている。実験は、健常者実験同様に各５回ずつ計測を行った。ロボットの設定伸展時間は、ＴＦ時の伸展時間をもとに算出したものを用いた。
(experimental method)
Figure 5.2, in which the standing motion was measured from the chair for rehabilitation training, shows a list of experimental conditions. When standing up, he is instructed to perform the standing motion without using the auxiliary motion by hand and without using the cane. In the experiment, the measurement was performed 5 times each as in the healthy subject experiment. The set extension time of the robot was calculated based on the extension time at the time of TF.
（実験結果：角度と相互作用トルクによる検証）
図５．３〜図５．６、図５．７〜図５．１０、図５．１１〜図５．１４、および図５．１５〜図５．１８に、それぞれ、被験者１〜４による計測結果のグラフを示す。
(Experimental result: Verification by angle and interaction torque)
Measurements by subjects 1 to 4, respectively, in FIGS. 5.3 to 5.6, 5.7 to 5.10, 5.11 to 5.14, and 5.15 to 5.18, respectively. The graph of the result is shown.
被験者１においては、どの設定速度においても伸展時に大きなアシスト方向のトルクが生じていることが確認できる。大小関係では、０％の場合に±１０％のときと比べて、トルク値が小さくなっていることから、アシスト効果としては３パターンの中でも小さくな
っていると考えられる。
In subject 1, it can be confirmed that a large torque in the assist direction is generated at the time of extension at any set speed. In terms of magnitude, the torque value is smaller at 0% than at ± 10%, so it is considered that the assist effect is smaller among the three patterns.
被験者２においては、被験者１よりも相互作用トルク値が小さくなってしまっている。被験者２においては、非装着時の起立速度が非常に速いことから、屈曲動作時に反発によるピーク値を確認できる。このピーク値は最も設定速度の短い−１０％で小さくなっているので、動作に十分に同調できていると考えられるが補助力としては小さいと考えられる。 In subject 2, the interaction torque value is smaller than that in subject 1. In subject 2, since the standing speed when not worn is very fast, the peak value due to repulsion can be confirmed during the bending motion. Since this peak value becomes small at -10%, which is the shortest set speed, it is considered that the operation is sufficiently synchronized, but the auxiliary force is considered to be small.
被験者３の場合には、股関節に対して非常に大きなアシストトルクが生じていることが分かる。また、膝関節は、１０％の場合に小さな相互作用トルクとなっており、アシストされていないと考えられるが、−１０％の場合には非常に大きなトルクが生じており、アシスト効果が高いと考えられる。 In the case of Subject 3, it can be seen that a very large assist torque is generated for the hip joint. In addition, the knee joint has a small interaction torque at 10% and is considered unassisted, but at -10%, a very large torque is generated and the assist effect is high. Conceivable.
被験者４においても、膝関節に大きな補助トルクが生じていることが分かる。−１０％の設定では、ロボットがより先行動作を行っており、アシスト効果が得られたと考えられる。ただし、この被験者４においても、被験者の起立速度が速かったために、＋１０％や０％の場合には十分なアシスト効果が得れなかったと考えられる。 It can be seen that in Subject 4, a large auxiliary torque is generated in the knee joint. At the setting of -10%, it is considered that the robot is performing a more advanced motion and the assist effect is obtained. However, it is considered that even in this subject 4, since the subject's standing speed was high, a sufficient assist effect could not be obtained in the case of + 10% or 0%.
次に、図５．１９に患足側の補助区間を示し、図５．２０に平均補助トルクを示す。患足の補助区間に関しては、被験者１、３で大きく、被験者２、４では小さくなる傾向がみられた。また、平均補助トルクについても同様に被験者１、３では大きかったのに対して、被験者２、４では小さくなる傾向が確認された。これらの差が生じた原因として考えられるのは、伸展時間による差である。伸展時間が遅かった被験者１、３については補助区間および平均補助トルクが大きくなる傾向がある。逆に、伸展時間が速かった被験者２、４については、補助区間および平均補助トルクが小さくする。これは、ロボットが人間の伸展時間に対して単周期内で同調できず、成功動作が生じくいことに起因すると考えられる。 Next, FIG. 5.19 shows the auxiliary section on the affected foot side, and FIG. 5.20 shows the average auxiliary torque. Regarding the auxiliary section of the affected foot, subjects 1 and 3 tended to be large, and subjects 2 and 4 tended to be small. Similarly, the average auxiliary torque was large in subjects 1 and 3, but tended to be small in subjects 2 and 4. The probable cause of these differences is the difference due to the extension time. For subjects 1 and 3 whose extension time was slow, the auxiliary section and the average auxiliary torque tend to be large. On the contrary, for the subjects 2 and 4 whose extension time is fast, the auxiliary section and the average auxiliary torque are reduced. It is considered that this is because the robot cannot synchronize with the human extension time within a single cycle, and it is difficult for successful motion to occur.
（実験結果：表面筋電位による補助効果の検証）
図５．２１〜図５．２３、図５．２４〜図５．２６、図５．２７〜図５．２９、および図５．３０〜図５．３２に、それぞれ、被験者１〜４の結果を示す。
(Experimental result: Verification of auxiliary effect by surface myoelectric potential)
Results 1 to 4, respectively, in FIGS. 5.21 to 5.23, 5.24 to 5.26, 5.27 to 5.29, and 5.30 to 5.32, respectively. Is shown.
被験者１については、相互作用トルクの値からも示されるように、大きな補助トルクが生じていたことが考えられる。その際、麻痺のない健足側の動きに対しても補助を行ってしまうため、通常でも健足に頼った起立動作であるものが、さらに、動きが助長されて健足側の筋電位が有意に大きくなったと考えられる。 It is probable that a large auxiliary torque was generated for the subject 1 as shown by the value of the interaction torque. At that time, since the movement on the healthy foot side without paralysis is also assisted, the standing movement that normally relies on the healthy foot is further promoted, and the myoelectric potential on the healthy foot side is increased. It is considered that the size has increased significantly.
もともと起立速度の速い被験者２については、−１０％という最も速度の速いパラメータで、より筋電位の減少が確認された。被験者１とは異なり、健足側において筋電位の減少が大きくでている。 For subject 2, who originally had a fast standing speed, a decrease in myoelectric potential was confirmed with the fastest parameter of -10%. Unlike Subject 1, the decrease in myoelectric potential is large on the healthy foot side.
被験者３では、股関節に対して大きなアシストトルクが生じていたにもかかわらず、膝関節周りの筋において、筋電位の減少がみられる。股関節に大きな力がかかったにもかかわらず、大殿筋の値で有意な増加が認められたのは、股関節では膝関節以上に、駆動に対して大きな力を使っていることが原因として考えられる。 In subject 3, although a large assist torque was generated for the hip joint, a decrease in myoelectric potential was observed in the muscles around the knee joint. The significant increase in the gluteus maximus value was observed despite the large force applied to the hip joint, probably because the hip joint uses a greater force for driving than the knee joint. ..
最もアシスト効果の低かった被験者４では、相互作用トルクが伸展中にもかかわらず、０値に近い値を推移する。これは、ロボットが同調した結果であり、この場合にはやはり補助力は働かない。あくまで、ロボット先行による相互作用トルクがより大きく生じた場合に、補助力が働くと考えられる。 In the subject 4 having the lowest assist effect, the interaction torque changes to a value close to 0 even though the interaction torque is being extended. This is the result of the robots being synchronized, and in this case, the auxiliary force still does not work. To the last, it is considered that the auxiliary force works when the interaction torque caused by the robot precedes is larger.
（実験結果：伸展時間の変化）
図５．３３に被験者毎の伸展時間の変化を示す。結果から、伸展時間の短い片麻痺患者の場合、補助力として力が働く補助区間が非常に短いことにより、補助効果がなかったと考えられる。被験者１、３では、被験者２、４と比べて、倍近い伸展時間があることから、ロボットも先行動作を行う時間が長かったため筋電位の有意な減少がみられたのであると考えられる。また、全ての被験者において、非装着時の基準であるＢＤに対して、伸展時間がより長い場合の方が筋電位の減少がより多く確認される傾向がみられる。また、ロボットの設定伸展時間による伸展時間変化については、片麻痺感謝の場合には傾向がみられなかった。
(Experimental result: change in extension time)
Figure 5.33 shows the change in extension time for each subject. From the results, it is considered that in the case of hemiplegic patients with a short extension time, there was no auxiliary effect because the auxiliary section in which the force acts as an auxiliary force is very short. Since the extension time of subjects 1 and 3 was almost twice as long as that of subjects 2 and 4, it is considered that the robot also took a long time to perform the preceding motion, so that the myoelectric potential was significantly reduced. In addition, in all subjects, there is a tendency that the decrease in myoelectric potential is more confirmed when the extension time is longer than that of BD, which is the reference when not worn. In addition, there was no tendency in the case of hemiplegic appreciation for the change in extension time depending on the set extension time of the robot.
（考察）
片麻痺者における有用性の評価実験では、被験者毎に効果は異なるが、一部の被験者で患足側の筋負担の減少が確認された。このことから、片麻痺患者に対しても、同調制御により起立動作支援が行えることが示唆された。
(Discussion)
In the evaluation experiment of usefulness in hemiplegic patients, although the effect was different for each subject, it was confirmed that the muscle burden on the affected foot side was reduced in some subjects. This suggests that even for hemiplegic patients, it is possible to support the standing motion by synchronizing control.
ただし、今回は４名の被験者のみであったため、今後、被験者を増やして、補助効果の検証を行っていく必要がある。 However, since there were only four subjects this time, it is necessary to increase the number of subjects and verify the auxiliary effect in the future.
［その他の実施の形態］
上記の例は起立動作支援のために同調制御を適用している。起立動作以外の単周期運動を行う装着者の部位に、当該部位の単周期運動を支援する関節ユニットを装着し、当該関節ユニットを同調制御して、当該部位の単周期運動をアシストさせるようにすることも可能である。例えば、腕の上げ下ろし動作を支援するための肩関節ユニット、腕の曲げ伸ばし動作を支援するための肘関節ユニットを同調制御することができる。
[Other embodiments]
In the above example, tuning control is applied to support the standing motion. A joint unit that supports the single-cycle movement of the part is attached to the part of the wearer who performs the single-cycle movement other than the standing motion, and the joint unit is synchronized and controlled to assist the single-cycle movement of the part. It is also possible to do. For example, the shoulder joint unit for supporting the raising and lowering movement of the arm and the elbow joint unit for supporting the bending and stretching movement of the arm can be synchronously controlled.
上記の例は本発明を非外骨格型のロボティックウエアに適用した場合であるが、本発明は外骨格型のロボティックウエアに対しても同様に適用可能である。 The above example is the case where the present invention is applied to non-exoskeleton type robotic wear, but the present invention is similarly applicable to exoskeleton type robotic wear.
１ ロボティックウエア
２ 股関節ユニット
２Ｌ 左側の股関節ユニット
２Ｒ 右側の股関節ユニット
３Ｌ、３Ｒ 膝関節ユニット
４ 股関節アクチュエータ
４Ｌ 左側の股関節アクチュエータ
４Ｒ 右側の股関節アクチュエータ
５Ｌ、５Ｒ 上アーム
６Ｌ、６Ｒ 下アーム
７ ウエストバンド
８Ｌ、８Ｒ 大腿部バンド
９ モータ
９Ｌ、９Ｒ モータ
１０ 減速機
１０Ｌ、１０Ｒ 減速機
１１Ｌ、１１Ｒ 関節軸
１２Ｌ、１２Ｒ トルクセンサ
２０ 制御装置
２０Ｌ、２０Ｒ 制御ユニット
２１ 制御用ＰＣ
２２Ｌ、２２Ｒ ゲイン調整部
２３Ｌ、２３Ｒ 解析部
２４Ｌ、２４Ｒ ＰＩＤ制御部
２５Ｌ、２５Ｒ アンプ
２６Ｌ、２６Ｒ ＡＤ変換器
２７ Ｉ／Ｏインターフェース
２８Ｌ、２８Ｒ Ｄ／Ａ変換器
２９Ｌ、２９Ｒ モータドライバ
Ｐ 装着者
1 Robotic wear 2 Hip joint unit 2L Left hip joint unit 2R Right hip joint unit 3L, 3R Knee joint unit 4 Hip joint actuator 4L Left hip joint actuator 4R Right hip joint actuator 5L, 5R Upper arm 6L, 6R Lower arm 7 Waistband 8L , 8R Thigh band 9 Motor 9L, 9R Motor 10 Reducer 10L, 10R Reducer 11L, 11R Joint shaft 12L, 12R Torque sensor 20 Control device 20L, 20R Control unit 21 Control PC
22L, 22R Gain adjustment unit 23L, 23R Analysis unit 24L, 24R PID control unit 25L, 25R amplifier 26L, 26R AD converter 27 I / O interface 28L, 28R D / A converter 29L, 29R Motor driver P wearer
Claims (14)
装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出し、
前記股関節アクチュエータの起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御し、
前記アシスト力が作用しない状態での前記装着者の前記起立動作の速度に、前記股関節アクチュエータの前記起立支援動作の起立速度が一致するように、前記神経振動子モデルの自励振動の周波数を設定し、
前記装着者が前記起立動作を行った場合において、前記股関節アクチュエータの無負荷状態での角度変化と、当該股関節アクチュエータの出力部材に作用する前記相互作用トルクとを計測し、
計測結果に基づき、前記相互作用トルクの最小値から最大値までの時間を算出し、
当該時間が、前記起立支援動作の開始から終了までの時間の半分の時間に相当するように、前記起立速度を設定するロボティックウエアを用いた起立動作支援方法。 Among the wearer's hip joint and knee joint, the control is performed in robotic wear provided with a hip joint actuator that generates an assisting force that supports at least a movement centered on the hip joint , and a control device that controls the drive of the hip joint actuator. It is a standing motion support method for supporting the standing motion of the wearer executed by the device .
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer is detected at a predetermined sampling cycle.
The standing support operation of the hip joint actuator is feedback-controlled by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque .
The frequency of the self-excited vibration of the neural oscillator model is set so that the standing speed of the standing support movement of the hip joint actuator matches the speed of the standing movement of the wearer in a state where the assist force does not act. And
When the wearer performs the standing motion, the angle change of the hip joint actuator in a no-load state and the interaction torque acting on the output member of the hip joint actuator are measured.
Based on the measurement result, the time from the minimum value to the maximum value of the interaction torque is calculated.
A standing motion support method using robotic wear that sets the standing speed so that the time corresponds to half the time from the start to the end of the standing support motion .
装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出し、
前記股関節アクチュエータの起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御し、
前記神経振動子モデルを用いた同調制御では、前記神経振動子モデルの出力に所定のオフセット値を加えて、前記股関節アクチュエータの出力部材の目標角度を生成し、
前記装着者の起立動作における屈曲動作の間は、前記オフセット値を０に設定し、
前記装着者の起立動作における伸展動作においては、当該伸展動作の進行に伴って、前記オフセット値を０から所定の値まで漸増させるロボテッィクウエアを用いた起立動作支援方法。 Among the wearer's hip joint and knee joint, the control is performed in robotic wear provided with a hip joint actuator that generates an assisting force that supports at least a movement centered on the hip joint, and a control device that controls the drive of the hip joint actuator. It is a standing motion support method for supporting the standing motion of the wearer executed by the device.
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer is detected at a predetermined sampling cycle.
The standing support operation of the hip joint actuator is feedback-controlled by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
In the tuning control using the neural oscillator model, a predetermined offset value is added to the output of the neural oscillator model to generate a target angle of the output member of the hip joint actuator.
The offset value is set to 0 during the bending motion in the standing motion of the wearer.
In the extension motion in the standing motion of the wearer, a standing motion support method using robotics wear that gradually increases the offset value from 0 to a predetermined value as the extension motion progresses.
装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出し、
前記股関節アクチュエータの起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御し、
前記神経振動子モデルを用いた同調制御では、前記相互作用トルクに基づき得られる外部入力に対する前記神経振動子モデルの同調性を、
前記装着者の起立動作における屈曲動作の間は、相対的に高く設定し、
前記装着者の起立動作における伸展動作の間は、相対的に低く設定するロボティックウエアを用いた起立動作支援方法。 Among the wearer's hip joint and knee joint, the control is performed in robotic wear provided with a hip joint actuator that generates an assisting force that supports at least a movement centered on the hip joint, and a control device that controls the drive of the hip joint actuator. It is a standing motion support method for supporting the standing motion of the wearer executed by the device.
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer is detected at a predetermined sampling cycle.
The standing support operation of the hip joint actuator is feedback-controlled by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
In the tuning control using the neural oscillator model, the synchronization of the neural oscillator model with respect to the external input obtained based on the interaction torque is determined.
During the bending motion in the standing motion of the wearer, the setting is relatively high.
A method for supporting an upright movement using robotic wear, which is set relatively low during the extension movement in the upright movement of the wearer.
前記装着者の起立動作における股関節角度を検出し、
検出した前記股関節角度に基づき、前記伸展動作の開始時点を認識するロボティックウエアを用いた起立動作支援方法。 In claim 2 or 3,
The hip joint angle in the standing motion of the wearer is detected,
A method for supporting an upright motion using robotic wear that recognizes the start time of the extension motion based on the detected hip joint angle.
前記同調制御における前記神経振動子モデルを、以下の非線形１階連立微分方程式により規定し、
ここで、
ｘｉ：ｉ番目の神経素子の内部状態を示す係数
ｇ（ｘｉ）：ｉ番目の神経素子の出力
ｆｉ：ｉ番目の神経素子の疲労状態を表す係数
Ｓｉ：ｉ番目の神経素子への定常入力
ｂｉ：ｉ番目の神経素子の疲労係数
ａｉｊ：ｉ番目の神経素子からｊ番目の神経素子への結合係数（神経素子間の重み係数）Ｔａ，Ｔｒ：時定数
Ｉｎｐｕｔ：外部入力
Ｏｕｔｐｕｔ：出力
であり、
前記相互作用トルクをτ＿ｍｕｔｕａｌとし、前記神経振動子モデルの入力信号を増幅することで当該神経振動子モデルの自励振動が入力信号に同調する度合いを調節するゲインを同調ゲインＣとすると、前記神経振動子モデルの前記外部入力Ｉｎｐｕｔは、前記相互作用トルクτ＿ｍｕｔｕａｌおよび同調ゲインＣを用いて、
Ｉｎｐｕｔ＝Ｃ＊τ＿ｍｕｔｕａｌ
ただし、０ ≦ Ｃ ≦ １
で表されるロボティックウエアを用いた起立動作支援方法。 In any one of claims 1 to 4,
The neural oscillator model in the tuning control is defined by the following nonlinear first-order simultaneous differential equations.
here,
xi: Coefficient indicating the internal state of the i-th nerve element g (xi): Output of the i-th nerve element fi: Coefficient representing the fatigue state of the i-th nerve element Si: Constant input to the i-th nerve element bi : Fatigue coefficient of i-th nerve element aij: Coefficient of coupling from i-th nerve element to j-th nerve element (weight coefficient between nerve elements) Ta, Tr: Time constant Input: External input Output: Output.
Assuming that the interaction torque is τ_mutual and the gain that adjusts the degree to which the self-excited vibration of the neural oscillator model is synchronized with the input signal by amplifying the input signal of the neural oscillator model is the tuning gain C, the nerve. The external input Input of the oscillator model uses the interaction torque τ_mutual and the tuning gain C.
Input = C * τ_mutual
However, 0 ≤ C ≤ 1
Standing motion support method using robotic wear represented by.
前記装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で取得し、取得した前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御により、前記股関節アクチュエータの前記起立支援動作をフィードバック制御する同調制御機能を、コンピュータに実行させることを特徴とするロボティックウエアを用いた起立動作支援用コンピュータプログラム。 A program for supporting standing motion using robotic wear that controls the hip joint actuator of the robotic wear by the method according to claim 5.
The interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer was acquired at a predetermined sampling cycle, and a neural oscillator model was used based on the acquired interaction torque. A computer program for supporting standing motion using robotic wear, which comprises causing a computer to execute a synchronized control function that feedback-controls the standing support motion of the hip joint actuator by tuning control.
前記同調制御機能は、
前記相互作用トルクを、前記同調ゲインを用いて調整して、前記外部入力を生成するゲイン調整機能、
調整後の前記外部入力に同調する出力を算出する前記神経振動子モデルを用いた解析機能、および、
前記解析機能によって得られる出力に基づき、前記股関節アクチュエータの前記起立支援動作を制御するＰＩＤ制御機能
を含むロボティックウエアを用いた起立動作支援用コンピュータプログラム。 In claim 6,
The tuning control function is
A gain adjustment function that adjusts the interaction torque using the tuning gain to generate the external input.
An analysis function using the neural oscillator model that calculates the output synchronized with the adjusted external input, and
A computer program for supporting standing motion using robotic wear including a PID control function for controlling the standing support motion of the hip joint actuator based on the output obtained by the analysis function.
前記装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する検出部と、
前記股関節アクチュエータによる起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する同調制御部と
を有しており、
前記装着者の前記起立動作の速度に、前記股関節アクチュエータの前記起立支援動作の起立速度が一致するように、前記神経振動子モデルの自励振動の周波数が設定されており、
前記装着者が前記起立動作を行った場合において計測された、前記股関節アクチュエータの無負荷状態での角度変化と、当該股関節アクチュエータの出力部に作用する前記相互作用トルクとに基づき、前記相互作用トルクの最小値から最大値までの時間を算出し、当該時間が、前記起立支援動作の開始から終了まで半分の時間となるように、前記起立速度が設定されているロボティックウエア。 A hip joint actuator that transmits an assisting force to support the standing movement to the wearer's hip joint,
A detection unit that detects the interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle.
It has a tuning control unit that feedback-controls the standing support operation by the hip joint actuator by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque .
The frequency of the self-excited vibration of the neural oscillator model is set so that the standing speed of the standing support movement of the hip joint actuator matches the speed of the standing movement of the wearer.
The interaction torque is based on the angle change of the hip joint actuator in a no-load state measured when the wearer performs the standing motion and the interaction torque acting on the output portion of the hip joint actuator. Robotic wear in which the standing speed is set so that the time from the minimum value to the maximum value of is calculated and the time is halved from the start to the end of the standing support operation .
前記装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する検出部と、
前記股関節アクチュエータによる起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する同調制御部と
を有しており、
前記同調制御部は、
前記神経振動子モデルの出力に所定のオフセット値を加えて、前記股関節アクチュエータによる股関節の起立動作の目標角度を生成し、
前記装着者の起立動作における屈曲動作の間は、前記オフセット値を０に設定し、
前記装着者の起立動作における伸展動作においては、当該伸展動作の進行に伴って、前記オフセット値を０から所定の値まで漸増させるロボテッィクウエア。 A hip joint actuator that transmits an assisting force to support the standing movement to the wearer's hip joint,
A detection unit that detects the interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle.
With a tuning control unit that feedback-controls the standing support operation by the hip joint actuator by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
Have and
The tuning control unit
A predetermined offset value is added to the output of the neural oscillator model to generate a target angle for the hip joint standing motion by the hip joint actuator.
The offset value is set to 0 during the bending motion in the standing motion of the wearer.
In the extension motion in the standing motion of the wearer, the robotic wear that gradually increases the offset value from 0 to a predetermined value as the extension motion progresses.
前記装着者の起立動作における当該装着者と前記股関節アクチュエータの出力部材との間に生じる相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する検出部と、
前記股関節アクチュエータによる起立支援動作を、前記相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する同調制御部と
を有しており、
前記同調制御部は、
前記相互作用トルクに基づき得られる外部入力に対する前記神経振動子モデルの同調性を、前記装着者の起立動作における屈曲動作の間は相対的に高く設定し、前記装着者の起立動作における伸展動作の間は相対的に低く設定するロボティックウエア。 A hip joint actuator that transmits an assisting force to support the standing movement to the wearer's hip joint,
A detection unit that detects the interaction torque generated between the wearer and the output member of the hip joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle.
With a tuning control unit that feedback-controls the standing support operation by the hip joint actuator by tuning control using a neural oscillator model based on the interaction torque.
Have and
The tuning control unit
The synchrony of the neural oscillator model with respect to the external input obtained based on the interaction torque is set relatively high during the bending motion in the standing motion of the wearer, and the extension motion in the standing motion of the wearer is set. Robotic wear that sets the interval relatively low.
前記装着者の起立動作における股関節角度を検出する検出部を有し、
前記同調制御部は、前記股関節角度に基づき、前記伸展動作の開始時点を認識するロボティックウエア。 In claim 9 or 10.
It has a detection unit that detects the hip joint angle in the standing motion of the wearer.
The synchronization control unit is robotic wear that recognizes the start time of the extension motion based on the hip joint angle.
装着者の膝関節の部位に、起立動作を支援するアシスト力を伝える膝関節アクチュエータと、
前記装着者の起立動作における当該装着者と前記膝関節アクチュエータの出力部材との間に生じる膝側相互作用トルクを所定のサンプリング周期で検出する膝側検出部と、
前記膝関節アクチュエータによる膝関節に対する起立支援動作を、前記膝側相互作用トルクに基づき、神経振動子モデルを用いた同調制御によりフィードバック制御する膝側同調制御部と
を有していることを特徴とするロボティックウエア。 In any one of claims 8 to 11,
A knee joint actuator that transmits an assisting force to support the standing motion to the wearer's knee joint,
A knee-side detection unit that detects the knee-side interaction torque generated between the wearer and the output member of the knee joint actuator in the standing motion of the wearer at a predetermined sampling cycle.
It is characterized by having a knee-side synchronization control unit that feedback-controls the standing support operation for the knee joint by the knee joint actuator by synchronization control using a neural oscillator model based on the knee-side interaction torque. Robotic wear to do.
前記同調制御における前記神経振動子モデルは、以下の非線形１階連立微分方程式により規定され、
ここで、
ｘｉ：ｉ番目の神経素子の内部状態を示す係数
ｇ（ｘｉ）：ｉ番目の神経素子の出力
ｆｉ：ｉ番目の神経素子の疲労状態を表す係数
Ｓｉ：ｉ番目の神経素子への定常入力
ｂｉ：ｉ番目の神経素子の疲労係数
ａｉｊ：ｉ番目の神経素子からｊ番目の神経素子への結合係数（神経素子間の重み係数）Ｔａ，Ｔｒ：時定数
Ｉｎｐｕｔ：外部入力
Ｏｕｔｐｕｔ：出力
であり、
前記相互作用トルクをτ＿ｍｕｔｕａｌとし、前記神経振動子モデルの入力信号を増幅することで当該神経振動子モデルの自励振動が入力信号に同調する度合いを調節するゲインを同調ゲインＣとすると、前記神経振動子モデルの前記外部入力Ｉｎｐｕｔは、前記相互作用トルクτ＿ｍｕｔｕａｌおよび同調ゲインＣを用いて、
Ｉｎｐｕｔ＝Ｃ＊τ＿ｍｕｔｕａｌ
ただし、０ ≦ Ｃ ≦ １
で表されるロボティックウエア。 In any one of claims 8 to 12,
The neural oscillator model in the tuning control is defined by the following nonlinear first-order simultaneous differential equations.
here,
xi: Coefficient indicating the internal state of the i-th nerve element g (xi): Output of the i-th nerve element fi: Coefficient representing the fatigue state of the i-th nerve element Si: Constant input to the i-th nerve element bi : Fatigue coefficient of i-th nerve element aij: Coefficient of coupling from i-th nerve element to j-th nerve element (weight coefficient between nerve elements) Ta, Tr: Time constant Input: External input Output: Output.
Assuming that the interaction torque is τ_mutual and the gain that adjusts the degree to which the self-excited vibration of the neural oscillator model is synchronized with the input signal by amplifying the input signal of the neural oscillator model is the tuning gain C, the nerve. The external input Input of the oscillator model uses the interaction torque τ_mutual and the tuning gain C.
Input = C * τ_mutual
However, 0 ≤ C ≤ 1
Robotic wear represented by.
前記同調制御部は、
前記相互作用トルクを、前記同調ゲインを用いて調整して前記外部入力を生成するゲイン調整部と、
前記外部入力に同調する出力を算出する前記神経振動子モデルを用いた解析部と、
前記解析部の前記出力に基づき、前記股関節アクチュエータの前記起立支援動作を制御するＰＩＤ制御部と
を備えているロボティックウエア。 In claim 13,
The tuning control unit
A gain adjusting unit that adjusts the interaction torque using the tuning gain to generate the external input, and
An analysis unit using the neural oscillator model that calculates the output synchronized with the external input,
Robotic wear including a PID control unit that controls the standing support operation of the hip joint actuator based on the output of the analysis unit.
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