JP6781453B2 - 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ロボティックウエア - Google Patents
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ロボティックウエア Download PDFInfo
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Description
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
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。
Input=C*τ_mutual
ただし、0 ≦ C ≦ 1
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。
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。
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。
確認された。
(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。
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。
。図2.5に実験の様子を示す。
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。
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。
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。
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。
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。
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
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。
(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)。
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。
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。
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。
図2.15に筋電位計測結果を示す。
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。
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。
が分かる。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
(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。
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。
ことが考えられる。
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。
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。
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。
(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。
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。
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。
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。
っていると考えられる。
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。
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。
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。
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。
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
Claims (14)
- 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、および当該股関節アクチュエータの駆動を制御する制御装置が備わっているロボティックウエアにおいて、前記制御装置により実行される前記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。 - 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、および当該股関節アクチュエータの駆動を制御する制御装置が備わっているロボティックウエアにおいて、前記制御装置により実行される前記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。 - 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、および当該股関節アクチュエータの駆動を制御する制御装置が備わっているロボティックウエアにおいて、前記制御装置により実行される前記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。 - 請求項2または3において、
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。 - 請求項1ないし4のうちのいずれか一つの項において、
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。 - 請求項5に記載の方法により前記ロボティックウエアの前記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プログラムであって、
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。 - 請求項6において、
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。 - 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、
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。 - 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、
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。 - 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、
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。 - 請求項9または10において、
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。 - 請求項8ないし11のうちのいずれか一つの項において、
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。 - 請求項8ないし12のうちのいずれか一つの項において、
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。 - 請求項13において、
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。
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