WO2016031376A1 - 関節運動補助装置 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an articulation assisting device capable of supporting a user's muscle strength without excessively restricting the motion of the user who wears the joint during periodic repetitive motion of a joint such as a user's walk. .
- Patent Document 1 Japanese Patent No. 4200462 (Patent Document 1) and Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-110464 (Patent Document 2).
- Patent Document 2 A wearable auxiliary device as shown in FIG.
- the auxiliary devices having the conventional structures described in Patent Documents 1 and 2 are exoskeleton-type auxiliary devices, and an exoskeleton including a hard arm or a frame that is worn along a user's body has a joint portion.
- the user's leg can be operated together with the exoskeleton arm by being driven by a motor.
- Patent Document 3 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2013-208397
- a flexible auxiliary force transmission portion is used, and both end portions are attached to both sides sandwiching the user's joint, and the assist is performed at a predetermined timing according to the joint angle of the user.
- An assist force in the tensile direction can be applied to the force transmission portion. Therefore, by using such an exercise assisting tool, for example, it is possible to perform muscular assistance that lifts the swing leg and swings it forward during walking.
- the present invention has been made in the background of the above-described circumstances, and the problem to be solved is that when the support force is exerted on the movement of the user's joint using the flexible auxiliary force transmission unit, It is an object of the present invention to provide an exercise assisting device having a novel structure that enables an assist force corresponding to a movement of a user's joint to be applied with high accuracy and stability.
- a first auxiliary force transmission portion having flexibility, and a first portion that is provided at one end portion of the auxiliary force transmission portion and that is attached to one portion sandwiching a user's joint.
- a mounting portion a second mounting portion that is provided at the other end of the auxiliary force transmitting portion and is mounted on the other portion sandwiching the user's joint; and a tensile direction relative to the auxiliary force transmitting portion
- Drive means for exerting an assist force
- a joint angle sensor for detecting a bending angle of the joint of the user
- an assist timing control means for determining an operation timing of the drive means based on a detection value of the joint angle sensor.
- the assist force transmitting portion is flexible and allowed to be deformed, so that the user's like a motion assisting tool having a hard exoskeleton.
- the movement is not excessively restricted. Therefore, the muscular strength training effect is more effectively exhibited by the user's voluntary movement, and the user's voluntary action even when a disturbance such as an external force in a direction different from the direction of the assist force is applied. Movement is allowed and the feeling of wearing is also improved.
- the assist force exerted from the assist force transmitting unit to the bent portion of the user's joint is directly detected by the load sensor. Since the driving means is feedback-controlled using the detection value of the load sensor, the assist force control error caused by slack, curvature, extension, etc. in the flexible auxiliary force transmission section is effectively avoided. Thus, the target assist force can be exerted on the user's joint site with excellent accuracy and stability.
- a load sensor can perform accurate state detection only under specific conditions. Therefore, in the exercise assisting device described as an embodiment in the above-mentioned prior application of the present applicant that employs a flexible auxiliary force transmission unit, the joint detected by the joint bending angle sensor Based on the angle, the assist force applied to the assist force transmission unit by the electric motor is controlled in a feed-forward manner.
- a load sensor that cannot detect slack is used in combination with the flexible auxiliary force transmission unit, and further, the auxiliary force transmission detected by the load sensor is adopted.
- the detected value of the part under a specific condition is used as a reference signal in combination with specific feedback control during assist action or non-assist action.
- the detected value of this load sensor is used for, for example, (i) feedback control during the operation of the assist force, thereby directly and accurately controlling the assist force exerted on the bent portion of the user's joint.
- (ii) by adopting the feedback control during non-operation of the assist force the slack of the assist force transmission unit can be eliminated with high accuracy and the time at the start of the operation of the assist force It is possible to prevent an operation error due to the time delay of the assist force.
- the auxiliary force transmitting portion has an elastic portion that can be elastically deformed at least in a part in the length direction. .
- the tensile driving force exerted by the driving means is relieved by the elasticity of the assisting force transmitting unit between the first mounting unit and the second mounting unit. Therefore, a sudden load or an excessive load exerted on the user's joint or the like in an impact can be reduced, and the user's safety can be further improved.
- the driving means includes an encoder that detects a pulling amount in a pulling direction with respect to the assisting force transmission unit.
- traction amount control means is provided that controls the operation of the driving means based on the detection value by the encoder and guides the traction amount of the auxiliary force transmission unit to a target value.
- the traction amount of the assist force transmission unit can be controlled based on the detection value of the encoder. Therefore, control can be performed by appropriately combining with assist force feedback control using a load sensor.
- Liberalization of aspects can be achieved. For example, by driving the drive means at a high speed from the start of the drive means operation by the assist timing control means until reaching a predetermined traction amount, the assist force rises faster than the feedback control by the load sensor. Thereafter, the assist force can be managed with high accuracy by feedback control using a load sensor.
- the maximum assist force due to overshoot is set by setting the maximum value of the traction amount of the assist force transmission unit based on the detection value of the encoder. It is also possible to prevent the feedback control from reaching an unstable state such as divergence by setting the allowable range of the traction amount.
- the target value of the assist force in the assist force control means corresponds to a periodic bending motion of the joint. It is given as a periodic waveform.
- the periodic bending motion of the joint may be, for example, a strength training exercise that periodically repeats the bending of a specific joint such as an elbow, or the like, but walking that alternately flexes the left and right hip joints periodically. Exercise is also included.
- a pair of assist members for the left leg and the right leg are attached to the first attachment portion attached to the thigh side sandwiching the hip joint and the waist portion side.
- a pair of left and right auxiliary force transmission units provided at both end portions of the second mounting portion is employed, and driving means and control means for applying assist force to the left and right auxiliary force transmission units are employed. It will be.
- the assist force is applied to the left and right leg parts at the timing and direction for assisting the muscular force for lifting the thigh of the free leg and sending it forward. Are applied alternately.
- a sensor that detects a relative open / close angle of the left and right femurs of the user can be used as the joint angle sensor. Sensors that detect the tilt angle of the bone in the front-rear direction with respect to the hipbone in the left and right legs are employed.
- a support force according to the angle of the hip joint to each of the left and right legs, and therefore it is also possible to apply a support force more quickly to, for example, a leg that is stepped on when walking is started.
- when a large support force is suddenly required for only one leg due to a disturbance, it is easy to quickly respond such as releasing the support force for the one leg.
- the joint angle sensor detects an angle of a hip joint of the user.
- a pair of the auxiliary force transmitting portions are provided for the left and right legs, respectively, so that the assisting force is exerted on the left and right legs with respect to the walking motion of the user.
- a rigid exoskeleton is not required, and it is easy to manufacture with a simple structure, and supports muscle strength during exercise such as walking without excessively restricting the user's movement.
- an exercise assisting device that allows a user's voluntary fall avoidance operation at the time of an action such as a disturbance to exhibit a muscular strength training effect safely and effectively can be realized.
- a flexible auxiliary force transmission unit is employed in combination with a load sensor that cannot detect slack etc. in at least one of the assist action and the assist non-action,
- the feedback control based on the detection value of the load sensor is executed according to each other specific mode, and thereby, the flexible assist force transmission unit provides the user with a highly accurate and stable assist force. It was possible to act on it.
- the rear view of the joint exercise assistance apparatus shown by FIG. The side view of the joint movement assistance apparatus shown by FIG.
- FIGS. 1 to 3 show a walking motion assisting device 10 which is a first embodiment of a joint motion assisting device according to the present invention.
- the walking motion assisting device 10 assists the flexion and extension of the hip joint, and sandwiches the user's hip joint between both ends of the assist force transmission bands 12 and 12 as a pair of left and right assist force transmitting portions extending across the hip joint.
- the first mounting portion 14 attached to the thigh side where the femur is located and the second mounting portion 16 attached to the waist side where the hipbone is located across the hip joint of the user are provided respectively.
- the assist member is configured.
- the walking motion assisting device 10 is shown in a worn state by the user, and the contour line of the user is indicated by a two-dot chain line.
- the front surface is the user's abdominal side surface (front surface)
- the rear surface is the user's back side surface (rear surface)
- the vertical direction is the vertical vertical direction.
- assist force refers to an assist force that acts in a direction that supplements a force required for an operation such as walking.
- the auxiliary force transmission band 12 has a structure in which a first traction band 18 and a second traction band 20 each formed of a flexible belt-like body are connected by a metal connecting bracket 22. ing. All of the components of the first traction band 18 and the second traction band 20 can be flexibly deformed.
- the first traction band 18 is formed of a substantially strip-like cloth or the like extending vertically, and is disposed so as to cover the front surface of the user's thigh when the walking motion assisting device 10 is worn.
- the first traction band 18 is preferably made of a soft, deformable material. In consideration of touch, durability, breathability, etc., in addition to woven fabric and non-woven fabric, leather, rubber sheet, resin A sheet
- the first traction band 18 of the present embodiment is preferably elastically deformable in the length direction (vertical direction in FIG. 1), which is the direction in which a tensile force is applied by the electric motor 17 described later. It is desirable to have elasticity of about 0.3 kgf / cm 2 to 0.5 kgf / cm 2 in the length direction.
- a horizontally-long substantially rectangular frame-shaped connecting bracket 22 is attached to the upper end of the first pulling band 18, and the first pulling band 18 is connected to the second pulling band 20 via the connecting bracket 22.
- the second traction band 20 has a belt shape having a substantially constant width dimension, and is formed in a belt shape by cloth, leather, or the like using fibers having low stretchability.
- zone 12 is comprised by the intermediate part being penetrated by the connection metal fitting 22, and connecting with the 1st traction belt
- the second traction band 20 does not necessarily have to be less stretchable, but it relaxes the impact of the auxiliary force to improve the feeling of wearing and excessive exercise by the user's self-consciousness. So that at least one of the first traction band 18 and the second traction band 20 is an elastic portion, and is made of a stretchable elastic fiber or the like that is allowed to elastically deform in the length direction as described above. It is desirable to adopt a certain one.
- a first mounting portion 14 is integrally provided below the first traction band 18 of the auxiliary force transmission band 12.
- the first mounting portion 14 has a sports supporter shape used for protecting the knee joint, and is formed of, for example, a stretchable fabric and wound around the knee joint of the user. It is designed to be mounted in a state where the position is fixed to the knee joint portion with a hook-and-loop fastener, a snap, a hook or the like.
- the first mounting portion 14 may be formed separately from the first traction band 18 and may be fixed later by adhesion, stitching, or the like.
- the second mounting portion 16 has a transmission band support belt 26 and a driving device support belt 28 that are respectively mounted on the waist, and one end of the second traction band 20 is attached to the transmission band support belt 26. And the other end is attached to the driving device support belt 28.
- the second mounting portion 16 has a structure including a transmission band support belt 26 and a drive device support belt 28 for the purpose of improving the fitting performance in a mounting state for a user. 26 and 28 are mutually connected by the rear surface side. However, it is also possible to configure the second mounting portion 16 with a single mounting belt structure or the like.
- the transmission belt support belt 26 is formed of a belt-like fabric with small stretchability, and is wrapped around the user's waist, and both ends are connected by hook-and-loop fasteners, snaps, hooks, etc. It is attached to.
- the transmission band support belt 26 is provided with a pair of guide fittings 30 and 30 having a ring shape, and is disposed on the left and right sides of the waist when the transmission band support belt 26 is attached to the waist.
- one end of each of the pair of second traction bands 20, 20 is attached to the front surface portion of the transmission band support belt 26 by using means such as sewing, welding, snaps, hooks, and hook-and-loop fasteners. ing.
- the other ends of the pair of second traction bands 20, 20 are arranged so as to be inserted into the pair of guide metal fittings 30, 30 so as to wrap around to the rear surface side. The driving force of the motors 17 and 17 is exerted.
- joint angle sensors 32 and 32 for detecting the inclination angle of the thigh as the flexion angle of the hip joint are provided at the portions located on the left and right thighs in the state of being worn by the user.
- the joint angle sensor 32 only needs to be able to measure the bending angle of the joint, and the specific type and structure of the sensor, the mounting position, etc. are not limited.
- a capacitive sensor in which a pair of electrode films formed of a conductive elastic material is provided on both surfaces of a dielectric layer formed of a dielectric elastic material. It is also possible to arrange the body from the waist to the body side of the thigh.
- gyro sensors are employed as the joint angle sensors 32, 32, and are fixedly attached to and supported by the left and right first traction bands 18, 18, for example.
- a known sensor can be adopted as a sensor that detects the bending angle of the hip joint with respect to the hip-side hipbone that is held in a substantially vertical state by detecting the inclination angle of the thigh.
- a general MEMS (Micro Electro Mechanical System) sensor that can detect an angular velocity of rotation around three orthogonal axes can be adopted.
- an acceleration sensor can be attached to the thigh, and the detection signals of both sensors can be processed together to improve detection accuracy and improve information.
- the angular velocity of the thigh detected by the gyro sensor is integrated by the calculation device, thereby obtaining the three-dimensional tilt direction of the thigh by a four-dimensional number including the time axis.
- a filter means as a sensor fusion algorithm.
- a power source, an arithmetic unit, and the like required for the gyro sensor may be mounted on the transmission band support belt 26 or the like in addition to the drive device support belt 28.
- the auxiliary force transmission band 12 is provided with a load sensor 34 that directly detects a load (stress) acting in the tensile direction.
- the load sensor 34 is attached to the intermediate portion in the longitudinal direction of the first traction band 18 and the second traction band 20 constituting the auxiliary force transmission band 12, and the first traction band 18 and the second traction band 18.
- the traction band 20 can be attached to an attachment portion or a connection portion to another member at the end portion in the length direction.
- the type of the load sensor 34 to be used is not limited as long as it can detect the load acting on the auxiliary force transmission band 12, and a load sensor that directly converts the load into a voltage value by the load cell and outputs it can be suitably used.
- a load cell such as a magnetostrictive type, a capacitance type, a gyro type, or a strain gauge type
- a load sensor using an elastic body such as a spring can be employed.
- the load sensor 34 when the load sensor 34 is attached to the auxiliary force transmission band 12, the load sensor 34 is attached in such a manner that all loads acting on the auxiliary force transmission band 12 are input to the load sensor 34, and a part of the load is applied to the load sensor 34. You may make it mount
- the tensile force on the auxiliary force transmission band 12 can be applied via the load sensor 34 by replacing a part of the length of the auxiliary force transmission band 12 with the load sensor 34.
- the load sensor 34 may be fixed to the surface of the auxiliary force transmission band 12 made of a stretchable material.
- a load sensor 34 in the electric motor 17 that applies a load to the auxiliary force transmission band 12.
- a load sensor 34 that detects the tensile force exerted on the auxiliary force transmission band 12 as a driving torque of the electric motor 17 is detected by the current value. It is also possible to configure.
- the driving device support belt 28 is formed of a belt-like fabric having a low stretchability like the transmission belt support belt 26, and is wound around the waist of the user. Then, both ends are connected by hook-and-loop fasteners, snaps, hooks, etc., so that the positions are substantially fixed with respect to the user's waist. Further, the drive device support belt 28 has a large area with the back surface portion extending below the front surface portion, and the drive device 38 is mounted on the back surface portion.
- the drive device 38 includes a pair of left and right electric motors 17 and 17 as drive sources, and a pair of left and right rotating shafts 42 and 42 that are rotationally driven by the pair of electric motors 17 and 17. And a power supply device 44 such as a battery for supplying electric power to the electric motors 17 and 17, and a control device 46 for controlling the operation of the electric motors 17 and 17 based on the detection results of the joint angle sensors 32 and 32. ing.
- Each electric motor 17 is preferably a servo motor or the like that can detect the rotational position and control the amount of rotation in both the forward and reverse directions. And the rotational driving force in the drive shaft 48 of the electric motor 17 driven by the energization from the power supply device 44 is transmitted to the rotation shaft 42 through an appropriate reduction gear train.
- the rotation shaft 42 is a rod-shaped member supported so as to be allowed to rotate in the circumferential direction, and the other end portion of the second traction band 20 is fixed and wound around the outer circumferential surface thereof. .
- the other end of the second traction band 20 is attached to the drive device support belt 28 via the drive device 38, and thus the auxiliary force transmission band 12 is disposed across the hip joint. Yes.
- the rotating shaft 42 is rotated in one circumferential direction by the driving force exerted from the driving shaft 48 of the electric motor 17, the second traction band 20 of the auxiliary force transmission band 12 is wound around the rotating shaft 42. .
- the driving force by the electric motor 17 is transmitted in the length direction of the auxiliary force transmission band 12 (the length direction of the first traction band 18 and the second traction band 20), and the first mounting portion 14 and A tensile force is exerted between the second mounting portions 16.
- zone 20 is increased, and it is a pulling direction. Is converted to act in the length direction of the first traction band 18.
- a servo motor or the like having a rotary encoder 50 as an encoder as the electric motor 17 the winding amount as the pulling amount in the pulling direction exerted on the auxiliary force transmission band 12 by the electric motor 17 is directly set. Can be detected.
- a traction amount control means for controlling the operation of the electric motor 17 based on the detection value by the rotary encoder 50 and controlling the traction amount of the auxiliary force transmission band 12 to a desired value.
- the control reliability can be improved by adopting the control by the winding amount.
- the reverse rotation of the electric motor 17 is not essential, and by pulling off the power supply to the electric motor 17 and making the output shaft of the electric motor 17 free, the withdrawal of the auxiliary force transmission band 12 can be allowed freely. By making the state, the tensile force between the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 may be released. According to this, the assist force transmission band 12 does not loosen excessively in accordance with the operation by the user's muscular strength, and does not have enough tension to resist the operation, and easily follows the walking operation. Can be sent out.
- control of the electric motor 17 is executed by controlling the presence / absence of energization from the power supply device 44 to the electric motor 17 and the energization direction (rotation direction of the drive shaft 48) by the control device 46.
- the control device 46 detects the bending motion and extension motion of the user's hip joint based on the detection result (output signal) of the joint angle sensor 32 and the like, and supplies power to the electric motor 17 according to the detected motion of the hip joint. To control. Thereby, the tensile force exerted between the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 based on the driving force of the electric motor 17 is adjusted by the control device 46.
- the control device 46 includes the following three control means, and executes these three controls.
- Assist timing control means for determining the start timing of the winding operation of the electric motor 17 as the operation timing of the drive means based on the angle value.
- the output level of the electric motor 17 is set so that the load acting on the assist force transmission band 12 becomes a preset target value of the assist force.
- Assist force control means for performing feedback control based on the detection value of the sensor 34 for adjustment.
- the load acting on the auxiliary force transmission band 12 is set in advance so that the slack of the auxiliary force transmission band 12 can be eliminated while the assist force described in (I) is not acting.
- a slack prevention control means for adjusting the output level of the electric motor 17 by feedback control based on the detection value of the load sensor 34 so as to be a target value of the bias force.
- the control means of the electric motors 17 and 17 by the control device 46 detects the left and right hip joint angle detection values detected by the joint angle sensor 32 and the tensile load of the left and right auxiliary force transmission bands 12 detected by the load sensor 34.
- the detected value is a reference signal, and a power supply device comprising a secondary battery such as a portable battery so as to satisfy the control conditions of the electric motors 17 and 17 corresponding to preset assist timing, assist force, and bias force Power is supplied from 44 to the electric motors 17 and 17.
- the control device 46 includes a controller 52 having storage means such as a ROM and a RAM, and a command value from the controller 52.
- the driver 54 is configured to supply power from the power supply device 44 to the electric motors 17 and 17. That is, the control device 46 stores a control program in advance, and detects joint angle values obtained from the joint angle sensors 32 and 32 including left and right gyro sensors and auxiliary values obtained from the left and right load sensors 34 and 34. Based on the detected value of the tensile load exerted on the force transmission band 12, the functions of (I) assist timing control means, (II) assist force control means, and (III) slack prevention control means are realized. It is like that.
- the power supply control to the left and right electric motors 17 and 17 is controlled separately so that the assist force exerted on the left and right legs can be independently controlled.
- the assist timing control means is configured by hardware and software as follows, for example. That is, according to the assist timing control program stored in advance in the ROM or RAM of the control device 46, the control device 46 uses the hip joint angles output from the left and right joint angle sensors 32, 32 as reference signals, When the hip joint angle at the start of power supply stored in the storage means (52) has been reached, an assist start signal is issued and power supply from the power supply device 44 to the electric motor 17 is started. Note that the control by the assist timing control means is executed on condition that, for example, the hip joint angle output from the left and right joint angle sensors 32, 32 is determined to be in a walking state by changing at a predetermined cycle. It will be.
- the assist force control means is configured by hardware and software as follows, for example. That is, according to the assist force control program stored in advance in the ROM or RAM of the control device 46, the control device 46 uses the tensile load obtained as the output value of the left and right load sensors 34, 34 as a reference signal, and the tensile load is calculated. Then, power supply from the power supply device 44 to the electric motor 17 is controlled so as to be the assist target value stored in advance in the storage means (52).
- the assist target value is desirably given as a pattern that changes over time over a predetermined time, for example, starting from the start of the assist, and is set as map data that changes over time, a function value on the time axis, or the like. obtain.
- the control by the assist force control means is executed on the condition that an assist start signal is issued by the assist timing control means on the assumption of a walking state, for example.
- the slack prevention control means is configured by hardware and software as follows, for example.
- the control device 46 uses the tensile load obtained as the output value of the left and right load sensors 34, 34 as a reference signal, and the tensile load is calculated.
- the power supply from the power supply device 44 to the electric motor 17 is controlled so as to be the target value for preventing slackness stored in advance in the storage means (52).
- the target value for preventing slackness is given with a substantially constant size such that the user does not feel discomfort during walking, for example.
- control by the slack prevention control means is performed, for example, from the time when the control of the tensile load by the assist force control means is completed until the next assist start signal is issued by the assist timing control means, assuming a walking state. It will be executed continuously.
- the control motor 46 operates the electric motors 17 and 17 so that the user can walk.
- the assist force is applied as an exercise assist force around the hip joint through the assist force transmission bands 12 and 12, thereby assisting in walking.
- an assisting action when swinging the swing leg forward during walking is executed.
- a human walk is performed by swinging forward a pair of left and right legs X and Y alternately forward and periodically.
- this walking motion in order to maintain the kinetic energy that moves the center of gravity forward against the walking resistance due to the inclination of the walking surface etc., not only the energy such as weight support given by the muscle activity of the grounded leg X,
- the movement of the free leg Y floating from the ground also plays an important role.
- the leg that extends backward during walking is a single leg standing leg where the toe is separated from the ground and becomes a free leg Y behind the human center of gravity, and only the leg X that extends forward is grounded. You can walk.
- the free leg Y floating from the ground floats from the ground in a state of greatly extending backward during walking, and also uses the gravity acting on the free leg Y to move forward from the back of the person's center of gravity by swinging around the hip joint. Swinged out.
- the pendulum motion caused by swinging the free leg Y also acts as kinetic energy that advances the center of gravity forward.
- the swinging leg Y is supplementarily applied to the swinging leg Y at an appropriate timing so as to support the pendulum motion with respect to the swinging leg Y.
- the assist force F is exerted on the free leg Y floating from the ground, the free leg Y can be efficiently displaced by a small force to assist walking, and the body weight can be reduced by touching the ground.
- the muscular strength can be effectively trained by mainly using the muscular strength of the user.
- the assist force F is applied as a tensile force around the user's hip joint through the auxiliary force transmission band 12 by the electric motor 17, and an example of a temporal pattern of the acting force is shown in FIG. That is, when walking, a periodic hip joint change pattern is detected by the joint angle sensor 32, so that the assist start timing is determined by the (I) assist timing control means, from the assist start time to the assist end time. In the meantime, the magnitude of the assist force F is appropriately adjusted and applied to the free leg Y.
- the assist end time can be set as, for example, a time until a preset time elapses from the assist start time, and the angle at which the detected value of the hip joint of the joint angle sensor 32 is set in advance. It is also possible to set the time until the value is reached.
- the action period T of the assist force F from the assist start time to the assist end time is generally determined by swinging forward from approximately the same time that the leg extending backward during walking walks away from the ground and becomes a free leg. It is preferable to set the period slightly before the period, i.e., a period slightly shorter than the period when the swing leg is taken off.
- the magnitude of the target assist force F is, for example, an initial stage in which the free leg is swung out from the rear to the front so that the walking assist can be efficiently performed while avoiding a sense of incongruity in walking. It is desirable to set the force so that the force gradually decreases after swinging forward, so as not to prevent landing.
- the peak point can be suitably set with a mountain-shaped profile in the first half portion from the center of the operation period T of the assist force F.
- the target assist force is that the chevron profile is repeated at predetermined time intervals corresponding to the periodic flexion movement of the hip joint from the free leg Y to the ground leg X or from the ground leg X to the free leg Y. That is, it can be expressed as a periodic waveform profile.
- the magnitude of the assist force F exerted on the leg through the assist force transmission band 12 is directly detected by the load sensor 34 composed of a load cell equipped in the assist force transmission band 12, and the detected value is obtained. Based on this, the electric motor 17 is feedback-controlled so that the desired assist force F is obtained. Therefore, the magnitude of the target assist force as illustrated in FIG. 7 can be exhibited with high accuracy.
- the mounting position of the upper end portion of the auxiliary force transmission band 12 with respect to the user is a fulcrum A
- the hip joint position of the user is the fulcrum B
- the lower end of the auxiliary force transmission band 12 Assuming that the mounting position of the portion with respect to the user is a fulcrum C, the length of the side AC at ⁇ ABC corresponding to the length of the portion over which the auxiliary force transmission band 12 is stretched is accompanied by a change in the angle ⁇ of the hip joint during walking.
- Change. 8 is an intersection of a horizontal line passing through the fulcrum A and a vertical line passing through the fulcrum B.
- the position of the fulcrum A is a substantially intermediate position between the attachment position to the transmission band support belt 26 at one end of the second traction band 20 and the guide fitting 30 through which the second traction band 20 is inserted. Become.
- the electric motor 17 does not operate and the auxiliary force transmission band 12 has a certain length. If left unattended, the auxiliary force transmission band 12 may be slackened or excessively pulled with walking.
- a substantially constant small tensile force with respect to the auxiliary force transmission band 12 is used as the slack prevention force. Kept in the affected state.
- the electric motor 17 is set such that the detection value of the load cell 34 that directly detects the tensile stress of the auxiliary force transmission band 12 is a reference signal, and the detection value becomes a target constant tensile force. Is feedback controlled.
- the auxiliary force transmission band 12 has a predetermined amount throughout substantially the entire period excluding the action period T of the assist force F. Bias force (small tensile force) is applied. In this way, the loosening of the auxiliary force transmission band 12 is always prevented, so that, for example, (II) the assist set in the assist force control means when the assist is started by the assist timing control means.
- the force F is applied, the tensile force due to the auxiliary force transmission band 12 immediately rises with the operation of the electric motor 17. Therefore, the target assist force can be applied to the free leg with almost no time delay, and the assist force can be accurately applied to the free leg in a pattern suitable for walking.
- the tensile stress of the auxiliary force transmission band 12 is directly feedback-controlled by the detected value of the load cell 34 by the assist force control means (II) even during the operation of the assist force F, the operation of the assist force F starts.
- the assist force control means (II) even during the operation of the assist force F, the operation of the assist force F starts.
- shortage of the assist force F, overshoot, and further control problems such as divergence can be effectively prevented, and highly accurate follow-up to the target value can be achieved.
- step S1 when control is started in step S1, sensor calibration such as origin search is performed for the gyro sensor 32 and the load cell 34 in the initialization process of step S2, and then the auxiliary force transmission band 12 is used to prevent loosening in step S3.
- a bias force of the load cell 34 set as a target value in the control for applying the bias force is set, and an assist force pattern for assisting muscular strength during walking in step S4 (the magnitude of the assist force as shown in FIG. 7 with time). Change profile).
- step S5 and subsequent steps drive control of the electric motor 17 is executed to start the assist operation.
- control of the electric motor 17 may be performed alternately for each of the left and right legs as targets, or an independent control system may be provided for each of the left and right legs.
- step S5 the detected value of the hip joint angle in the left and right legs is acquired from the left and right gyro sensors 32, 32, and the detected value of the tensile force of the left and right auxiliary force transmission bands 12, 12 is determined from the left and right load cells 34, 34.
- Signal processing such as acquisition and storage as an angle signal or assist force signal in the RAM of the control device 46 is performed.
- step S6 the cyclic hip joint angle changes of the left and right legs are detected based on the detection results of the left and right gyro sensors 32, 32 obtained in step S5, and the current state of the wearer is grasped.
- step S7 it is determined whether or not the current state of the wearer is a walking state. If it is determined that the wearer is not in a walking state, the bias force set in step S3 is set as a control target value in step S8. Thereafter, step S9 is executed, and the operation of the electric motor 17 is controlled using the detected value of the load cell 34 as a reference signal so that the control target value becomes the tensile force of the auxiliary force transmission band 12, thereby transmitting the auxiliary force. A constant slack prevention force (bias force) is exerted on the belt 12.
- step S10 the control in steps S5 to S9 is repeatedly executed at predetermined intervals until it is determined that the assist control operation is completed by an input from a switch or the like that cuts off the power supply from the power source.
- the above-described constant slack prevention force is maintained.
- step S7 if it is determined in step S7 that the current state of the wearer is the walking state, the process proceeds to step S11, and the assist force application period T () based on the detected value of the hip joint angle detected by the gyro sensor 32. Whether or not (see FIG. 7). If it is determined that it is not the assist force operating period T, it is determined in step S12 whether or not the hip joint angle detected by the gyro sensor 32 has reached a preset assist start angle value. .
- step S8 If it is determined that the detected angle value of the hip joint has not yet reached the assist start point, the process proceeds to step S8 and returns to the control loop for generating the above-described loosening prevention force (bias force).
- step S11 determines whether the assist force is being applied during the assist force application period T (see FIG. 7).
- the process proceeds to step S13, and whether the assist force application period T has ended. It is determined whether or not.
- the end of the assist force application period T can be determined based on, for example, time data from the assist start time to the assist end, the value of the hip joint angle determined to end the assist, or the like input in step S4. .
- step S14 If it is determined in step S13 that the assist period T has not ended, or if it is determined in step S12 that the assist period T has been started, the process proceeds to step S14 and assist force generation control is performed. .
- step S14 the assist force at the present time is obtained and determined using the assist force pattern input in step S4, and set to a target value.
- step S9 the operation of the electric motor 17 is controlled by using the detection value of the load cell 34 as a reference signal so that the control target value becomes the tensile force of the auxiliary force transmission band 12. At 12, an assist force is exerted.
- step S10 the control including steps S11 to S14 is repeatedly executed at predetermined intervals, so that it is preset during the assist period T.
- the assist force control is executed with the assist force pattern. If it is determined in step S13 that the assist period T has ended, the process proceeds to step S8 in the same manner as in the case where it is determined in step S12 that the assist start point has not yet been reached, and the above-described slack prevention force is determined. Return to the control loop to generate (bias force).
- step S10 the control operation of the bias force and the assist force by the feedback control of the electric motor 17 is continued until it is determined in step S10 that the assist control operation has been completed and the process reaches step S15.
- the walking movement assisting device 10 of the present embodiment as described above is worn, a part of the force required for bending the hip joint is generated by the auxiliary force transmission bands 12 and 12 based on the generated force of the electric motor 17. It is supplemented by the assist force exerted on the user's leg as a tensile force. Therefore, for example, when bending the hip joint during walking and carrying the hind legs forward, it is possible to perform the desired movement with a small muscle force, and the user moves due to aging or injury Even when sufficient muscular strength is not provided, the intended walking motion can be performed smoothly, and the user's activities can be prevented from being restricted.
- the first traction band 18 of the auxiliary force transmission band 12 provided on the path for transmitting the generated driving force of the electric motor 17 to the user's leg as an assisting force is made flexible and more suitable. Is elastically deformable in the direction of force transmission. As a result, the generated driving force of the electric motor 17 is relaxed by the flexible deformation and elasticity of the first traction band 18 and then exerted on the legs of the user. Therefore, compared to the case where the driving force generated by the electric motor 17 is directly transmitted by a transmission system having a rigid skeleton structure, the load on the user's joints and the like is reduced and the muscles are damaged. Can be prevented.
- the user is equipped with a walking motion assisting device equipped with the control systems of the embodiment and comparative example adopted in the experiment of (1) and walks for a predetermined time under the same conditions. This was done by measuring the amount of oxygen consumed. As shown in FIGS. 11 (a) and 11 (b), in this embodiment having the feedback control system shown in FIG. 9, the oxygen consumption in the wearing state as compared with the comparative example not having such a feedback control system. The amount is suppressed, and it can be seen that the support function for walking movement is more effectively exhibited.
- FIGS. 12A to 12C show a walking exercise assisting device 56 which is a second embodiment of the joint motion assisting device according to the present invention.
- the auxiliary force transmission band 58 as an auxiliary force transmission portion is configured to extend linearly in a substantially vertical direction across the hip joint in front of the left and right femurs of the user.
- the lower end portions of the left and right auxiliary force transmission bands 58 are attached to the first mounting portion 60 mounted on the user's thigh side, and the upper end portions of the left and right auxiliary force transmission bands 58 are It is attached to a second mounting portion 62 that is mounted on the user's waist side.
- members or parts that are substantially the same as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals as those of the first embodiment in the drawings, and detailed description thereof is omitted.
- the auxiliary force transmission band 12 is constituted by the first traction band 18 and the second traction band 20 that are connected to each other by the connection fitting 22.
- the auxiliary force transmission bands 58 and 58 in the present embodiment are configured with a substantially single belt structure extending linearly.
- the 1st mounting part 60 becomes a belt shape wound around the knee joint in the lower end side of a thigh like the 1st mounting part (14) in said 1st embodiment, and is mounted
- the second mounting portion 16 has a divided structure of the transmission band support belt 26 and the driving device support belt 28.
- the second mounting portion 62 in this embodiment has a waist portion. It is a single belt structure that is wound around and attached.
- the first mounting portion 60 and the second mounting portion 62 that are formed into a belt shape having a predetermined length are wound around the user and fixed with a hook-and-loop fastener, etc. It is designed to be fixedly mounted in the vicinity and in the vicinity of the waist.
- the lower end portions of the auxiliary force transmission bands 58 and 58 disposed in front of the left and right thighs are fixed to the left and right first mounting portions 60 and 60 by bonding, welding, sewing, or the like, respectively. Or it is attached by forming integrally.
- the 1st mounting part 60 is distribute
- a pair of left and right electric motors 64, 64 serving as driving means are fixedly attached to the second mounting portion 62 at positions above the hip joints of the left and right legs on the front of the body in a state worn by the user. It is attached.
- Each of the electric motors 64 and 64 is provided such that a rotating shaft to which a rotational force is exerted extends in a substantially horizontal direction. Then, the upper end portions of the auxiliary force transmission bands 58 and 58 are fixed and wound around each rotating shaft.
- the upper end of the auxiliary force transmission band 58 is wound up, and the effective length of the auxiliary force transmission band 58 is shortened, so that the external force in the tensile direction is reduced. It extends to the first mounting portion 60 through the auxiliary force transmission band 58.
- the power supply device 44 and the control device 46 for controlling the power supplied to the electric motors 64 and 64 and controlling the assist force exerted on the user by the auxiliary force transmission band 58 are the same as in the first embodiment.
- the second mounting portion 62 is provided on the back side.
- the left and right auxiliary force transmission bands 58, 58 are mounted with load sensors 34, 34, respectively, located at intermediate portions in the length direction.
- a load sensor 34 is interposed, for example, at a portion where the auxiliary force transmission band 58 is divided, and the divided portion of the auxiliary force transmission band 58 is connected via the load sensor 34 so that a tensile load exerted on the auxiliary force transmission band 58 is obtained. All of this can be applied to the load sensor 34.
- the load sensor 34 is attached to the surface of the auxiliary force transmission band 58, or only a part of the auxiliary force transmission band 58 in the width direction is divided so that the load sensor 34 is interposed there.
- a part of the tensile load exerted on the transmission band 58 may be exerted on the load sensor 34 as long as the load sensor 34 can detect the amount of change in the tensile load acting on the auxiliary force transmission band 58 during walking or the like.
- fixed bands 66 and 66 that are separate from the auxiliary force transmission bands 58 and 58 are employed. That is, by adopting a fixed band 66 that is fixedly attached to the user's thigh, and attaching and supporting the joint angle sensor 32 to the fixed band 66, the joint angle sensor 32 is fixed to the thigh. It is designed to be fixedly attached to the rear side.
- the fixing band 66 an appropriate mounting structure such as an elastic winding belt such as rubber or a fastening belt using a hook-and-loop fastener can be used.
- the attachment position of the joint angle sensor 32 only needs to be able to detect the inclination angle of the thigh, and can be arbitrarily set within a range in which the movement of the user and the operation of the auxiliary force transmission band 58 are not hindered.
- Such a walking motion assisting device 56 of this embodiment also operates in the same manner as the walking motion assisting device 10 in the first embodiment, and the same effect can be exhibited.
- the auxiliary force transmission bands 58 and 58 have a single belt structure as compared with the first embodiment, the auxiliary force transmission band is tensioned by an electric motor as compared with the first embodiment. Driving resistance can be reduced, and the rotational driving force of the electric motors 64 and 64 can be more efficiently applied as an assisting force when the thigh is swinging in the front-rear direction accompanying walking. It becomes possible.
- the amount of winding of the belt by the electric motor when the tensile force is applied through the auxiliary force transmission bands 58 and 58 can be reduced as compared with the embodiment, so that the assist force and bias exerted through the auxiliary force transmission band 58 can be reduced.
- the force can be controlled more directly by the electric motor 64.
- the first attachment portion can be attached to the thigh above the knee joint, thereby realizing a compact device.
- the joint exercise assisting device of the present invention is not limited to exercise assistance around the hip joint, and can also be applied to exercise assistance around the joint such as the elbow and shoulder.
- exercise assistance can be performed by applying an assist force in the same manner as walking.
- the mounting position of the control device, the power supply device, etc. is not limited.
- the control device or the power supply device is housed in the user's clothes pocket as an independent structure connected by an energizing lead wire or hung on the user's shoulder. It is also possible to wear it.
- an assist force is applied to an exercise that does not move, such as by using a walking machine, power can be supplied from an installed battery or an outlet of a household power source.
- the auxiliary force transmitting portion is not necessarily limited to a portion having flexibility (flexibility) as a whole, and may be a hard portion formed of metal, synthetic resin or the like as long as it is partial. Further, when applying elasticity to the auxiliary force transmission unit, the entire auxiliary force transmission unit may be elastically deformable in the force transmission direction, or the auxiliary force transmission unit may be elastically deformed in the force transmission direction. May be partially allowed.
- the attachment position of the joint angle sensor is not particularly limited as long as it is a position where the bending angle of the target joint can be measured. That is, as in the second embodiment, there is no need to mount a joint angle sensor on the back side of the thigh.
- a gyro sensor or the like is used.
- the joint angle sensors 32 and 32 may be mounted at arbitrary positions such as near the lower end of the front side of the user's thigh. Further, as shown in FIGS. 13A to 13C, the joint angle sensor 32 can be used without using a special fixing band as in the second embodiment, for example, the first mounting portion 60 or the like. It is also possible to attach to.
- the joint angle sensor 32 when the joint angle sensor 32 is attached to the auxiliary force transmission band 58, the inclination angle of the thigh does not coincide with the high accuracy, so that the thigh like the fixed end with the first attachment 60 is provided. It is desirable to reduce the measurement error of the flexion angle of the hip joint by attaching it to a part that is inclined substantially equal to the part.
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Abstract
使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことを可能にする、新規な構造の運動補助装置を提供する。 関節運動補助装置10において、(i)アシスト力の作用中において補助力伝達部12に作用する荷重がアシスト力の目標値となるように駆動手段17の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、(ii)アシスト力の非作用中において補助力伝達部12の弛みを解消するように駆動手段17を作動させて補助力伝達部12にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが設けられていると共に、補助力伝達部12に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサ34が設けられており、アシスト力制御手段と弛み防止制御手段との少なくとも一方において、荷重センサ34の検出値に基づいて、補助力伝達部12に作用する荷重が目標とするアシスト力又はバイアス力となるように駆動手段17の作動をフィードバック制御する。
Description
本発明は、使用者の歩行の如き関節の周期的な繰り返し運動に際して、装着した使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の筋力をサポートすることができる関節運動補助装置に関するものである。
従来から、筋力を失った身体障害者や筋力が衰えた高齢者の歩行等の動作をサポートするために、特許第4200492号公報(特許文献1)や特開2010-110464号公報(特許文献2)に示されているような装着式の補助装置が提案されている。これら特許文献1,2に記載された従来構造の補助装置は、外骨格型の補助装置であって、使用者の体に沿って装着される硬質のアームやフレームからなる外骨格が、関節部においてモータで駆動されることにより、使用者の脚が外骨格アームと共に動作させられるようになっている。
しかしながら、このような硬質の外骨格を用いた補助装置では、使用者の体格と正確に合っていなかったり、装着が不適当であったりすると、運動時に使用者の関節等に過度の力や無理な力が及ぼされるおそれがあった。しかも、硬質の外骨格が使用者の関節の動きを拘束することから、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用があると、使用者の自発的反応による転倒防止動作が阻害されて転倒につながるおそれもあった。
そこで、本出願人は、先に特開2013-208397号公報(特許文献3)において、使用者の筋力による自発的な動きを過度に阻害しないで動きをサポートする歩行用の運動補助具を提案した。かかる運動補助具では、柔軟性を有する補助力伝達部を用い、その両端部分を使用者の関節を挟んだ両側部位に装着せしめた状態で、使用者の関節角度に応じた所定のタイミングで補助力伝達部に引張方向のアシスト力を及ぼし得るようになっている。それ故、このような運動補助具を用いることにより、例えば歩行時に遊脚を持ち上げて前方に振り出すような筋力補助を行うことが可能となる。
ところが、本発明者が更なる研究を行った結果、このような柔軟性を有する補助力伝達部を用いた特許文献3に記載の運動補助具では、アシスト力を伝達する補助力伝達部において弛みや湾曲、延びなどが発生することから、前述の特許文献1,2に記載の如き硬質の外骨格で使用者へ補助力を直接的に及ぼす補助装置に比して、使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことが難しいことが判った。
本発明は、上述の事情を背景に為されたものであって、その解決課題とするところは、柔軟性を有する補助力伝達部を用いて使用者の関節の動きにサポート力を及ぼすに際して、使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことを可能にする、新規な構造の運動補助装置を提供することにある。
本発明の第1の態様は、柔軟性を有する補助力伝達部と、該補助力伝達部の一方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ一方の部位に装着される第1の装着部と、該補助力伝達部の他方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ他方の部位に装着される第2の装着部と、該補助力伝達部に対して引張方向のアシスト力を及ぼす駆動手段と、該使用者の該関節の屈曲角度を検出する関節角度センサと、該関節角度センサの検出値に基づいて該駆動手段の作動タイミングを決定するアシストタイミングの制御手段とを、有する関節運動補助装置において、(i)前記アシスト力の作用中において前記補助力伝達部に作用する荷重が前記アシスト力の目標値となるように前記駆動手段の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、(ii)前記アシスト力の非作用中において前記補助力伝達部の弛みを解消するように前記駆動手段を作動させて該補助力伝達部にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが、設けられていると共に、前記補助力伝達部に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサが設けられており、前記アシスト力制御手段と前記弛み防止制御手段との少なくとも一方において、該荷重センサの検出値に基づいて、該補助力伝達部に作用する荷重が目標とする前記アシスト力又は前記バイアス力となるように前記駆動手段の作動がフィードバック制御されるようになっていることを、特徴とする。
第1の態様に従う構造とされた関節運動補助装置では、補助力伝達部が柔軟性を有して変形を許容されていることにより、硬質な外骨格を有する運動補助具のように使用者の動作を過度に拘束することがない。それ故、使用者の自発的な動きによって筋力トレーニング効果が一層効果的に発揮されると共に、例えばアシスト力の作用方向とは異なる方向への外力等の外乱が作用した場合でも、使用者の自発的な動きが許容されて装用感の向上も図られる。
しかも、本態様の関節運動補助装置では、補助力伝達部から使用者の関節の屈曲部分へ及ぼされるアシスト力が荷重センサによって直接的に検出されるようになっている。そして、この荷重センサの検出値を用いて駆動手段がフィードバック制御されることから、柔軟性を有する補助力伝達部における弛みや湾曲、延びなどに起因するアシスト力の制御誤差が効果的に回避されて、使用者の関節部位に対して目的とするアシスト力を優れた精度と安定性をもって及ぼすことが可能になるのである。
特に本態様では、荷重センサの検出値に基づく駆動手段のフィードバック制御を、(i)アシスト力の作用中と、(ii)アシスト力の非作用中との、両方において実行することが望ましいが、それらの何れか一方においてだけ実行することによっても、目的とするアシスト力の精度や安定性の向上効果が図られ得る。
すなわち、硬質の外骨格ではない可撓性の補助力伝達部では、弛み等が発生することから荷重センサでは特定条件下でしか正確な状態検出を行うことができない等という事情がある。それ故、可撓性の補助力伝達部を採用した前述の本出願人の先の出願である特許文献3に実施形態として記載された運動補助具では、関節の屈曲角度センサによって検出される関節角度に基づいて、電動モータによって補助力伝達部に作用せしめられるアシスト力をフィードフォワード的に制御するようになっていた。
ここにおいて、本態様では、可撓性の補助力伝達部に対して、敢えて弛み等を検出することができない荷重センサを組み合わせて採用したのであり、さらに、かかる荷重センサによって検出される補助力伝達部の特定条件下での検出値を、アシスト作用中又はアシスト非作用中において、特定のフィードバック制御に組み合わせて参照信号として利用することとしたのである。
その結果、この荷重センサの検出値を、例えば、(i)アシスト力の作用中のフィードバック制御に採用することにより、使用者の関節の屈曲部分へ及ぼされるアシスト力を直接的に高精度に制御することが可能になるのであり、また、(ii)アシスト力の非作用中のフィードバック制御に採用することにより、補助力伝達部の弛みを精度良く解消してアシスト力の作用開始時における時間やアシスト力の時間遅れに起因する作動誤差の防止が図られ得るのである。
本発明の第2の態様は、第1の態様に係る関節運動補助装置において、前記補助力伝達部が、長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な弾性部を有しているものである。
本態様の関節運動補助装置では、駆動手段により及ぼされる引張駆動力が第1の装着部と第2の装着部の間で補助力伝達部の弾性によって緩和される。それ故、使用者の関節等に対する衝撃的に及ぼされる急激な負荷や過大な負荷が軽減されて、使用者の一層の安全が図られ得る。
本発明の第3の態様は、第1又は第2の態様に係る関節運動補助装置において、前記駆動手段が、前記補助力伝達部に対して引張方向の牽引量を検出するエンコーダを備えていると共に、該エンコーダによる検出値に基づいて該駆動手段を作動制御して該補助力伝達部の牽引量を目的値に導く牽引量制御手段が設けられているものである。
本態様の関節運動補助装置では、エンコーダの検出値に基づいて補助力伝達部の牽引量を制御することが可能になることから、荷重センサによるアシスト力のフィードバック制御と適宜に組み合わせることで、制御態様の自由化が図られ得る。例えば、アシストタイミングの制御手段により駆動手段の作動が開始されてから所定の牽引量に達するまで駆動手段を高速作動させることでアシスト力の立ち上がりを、荷重センサによるフィードバック制御よりもレスポンス良く高速化させ、その後に荷重センサによるフィードバック制御でアシスト力を高精度に管理することなども可能になる。また、荷重センサによるフィードバック制御でアシスト力を管理するに際して、併せて、エンコーダの検出値に基づいて補助力伝達部の牽引量の最大値を設定しておくことで、オーバーシュートによる過大なアシスト力の作用を防止したり、牽引量の許容範囲を設定することによりフィードバック制御が発散等の不安定な状態に至ることを未然に防止することなども可能になる。
本発明の第4の態様は、第1~3の何れかの態様に係る関節運動補助装置において、前記アシスト力制御手段における前記アシスト力の目標値が、前記関節の周期的な屈曲運動に対応した周期的な波形として与えられるものである。
本態様の関節運動補助装置では、関節の周期的な屈曲運動に対して効率的に作用し得るアシスト力を、容易に且つより安定して及ぼすことが可能になる。かかる関節の周期的な屈曲運動は、例えば肘などの特定の関節の屈曲を周期的に繰り返す筋力トレーニング運動などであっても良いが、左右の股関節を交互に周期的に屈曲させることとなる歩行運動も対象となる。
かかる歩行運動補助装置に本態様を適用するに際しては、左脚用と右脚用に一対のアシスト部材として、股関節を挟んだ大腿部側に装着される第1の装着部と腰部側に装着される第2の装着部が両端部分に設けられた補助力伝達部の左右一対が採用されて、それら左右の補助力伝達部に対してそれぞれアシスト力を及ぼす駆動手段と制御手段が採用されることとなる。そして、例えば、歩行方向の後方から前方へ送られる遊脚に対して、かかる遊脚の大腿部を持ち上げて前方へ送り出すための筋力を補助するタイミングと方向で、アシスト力が左右各脚部に対して交互に及ぼされるようにされる。
なお、このような歩行運動補助装置では、関節角度センサとして、使用者における左右の大腿骨の相対的な前後方向の開閉角度を検出するセンサを用いることも可能であるが、好適には、大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサが採用される。それにより、左右の脚毎に、股関節の角度に応じたサポート力を及ぼすことが可能になり、それ故、例えば歩行開始した際に踏み出す脚に対して一層速やかにサポート力を及ぼすことも可能になる。また、外乱によって一方の脚だけに突然に大きなサポート力が必要になった場合などにも、当該一方の脚に対してサポート力を解除するなどの速やかな対応を行うことも容易となる。
ここにおいて、本発明の第5の態様は、第1~4の何れかの態様に係る関節運動補助装置において、前記関節角度センサが、前記使用者における股関節の角度を検出するようになっていると共に、前記補助力伝達部が左右の各脚用に一対設けられており、該使用者における歩行運動に対して左右の脚部に対してそれぞれアシスト力を及ぼすようになっているものである。
本発明によれば、硬質の外骨格が不要とされて簡単な構造で製造が容易であると共に、使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の歩行等の運動に際しての筋力をサポートすることで、例えば外乱等の作用時における使用者の自発的な転倒回避作動などを許容して筋力のトレーニング効果を安全に且つ有効に発揮し得る運動補助装置が実現され得る。
しかも、本発明では、可撓性の補助力伝達部に対して、敢えて弛み等を検出することができない荷重センサを組み合わせて採用して、アシスト作用中とアシスト非作用中との少なくとも一方において、各別の特定の態様をもって荷重センサの検出値に基づくフィードバック制御を実行させることとしたのであり、それによって、可撓性の補助力伝達部をもって、高精度で且つ安定したアシスト力を使用者に対して及ぼすことを可能と為し得たのである。
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。
図1~3には、本発明に従う関節運動補助装置の第一の実施形態である歩行運動補助装置10が示されている。歩行運動補助装置10は、股関節の屈伸を補助するものであって、股関節を跨いで延びる左右一対の補助力伝達部としての補助力伝達帯12,12の両端部分に、使用者の股関節を挟んで大腿骨が位置する大腿部側に取り付けられる第1の装着部14と、使用者の股関節を挟んで寛骨が位置する腰部側に取り付けられる第2の装着部16とが、それぞれ設けられた構造を有している。そして、これら左右一対の補助力伝達帯12,12と、各第1の装着部14,14と、第2の装着部16と、一対の駆動手段としての電動モータ17,17とで、左右一対のアシスト部材が構成されている。なお、図1~3では、歩行運動補助装置10が使用者の装着状態で図示されており、使用者の輪郭線が2点鎖線で示されている。また、以下の説明において、原則として、前面とは使用者の腹部側の面(正面)を、後面とは使用者の背部側の面(背面)を、上下とは鉛直上下方向である図1中の上下を、それぞれ言う。また、以下の説明において、「アシスト力」とは、歩行等の動作に必要とされる力を補う方向で作用する補助力のことをいう。
より詳細には、補助力伝達帯12は、それぞれ可撓性の帯状体で形成された第1の牽引帯18と第2の牽引帯20を、金属製の連結金具22で連結した構造とされている。これら第1の牽引帯18および第2の牽引帯20による構成部分は、何れも柔軟に変形可能とされている。
第1の牽引帯18は、上下に延びる略帯状の布地等で形成されており、歩行運動補助装置10の装着状態において使用者の大腿の前面を覆うように配設される。なお、第1の牽引帯18の材質は、変形可能な軟質の薄材が好適であり、触感や耐久性,通気性などを考慮して、織布や不織布の他、皮革、ゴムシート,樹脂シート等が適宜に採用され得る。特に本実施形態の第1の牽引帯18は、後述する電動モータ17による引張力の作用方向となる長さ方向(図1中、上下方向)で弾性変形可能とされていることが好適であり、長さ方向において0.3kgf/cm2 ~0.5kgf/cm2 程度の弾性を有していることが望ましい。
また、第1の牽引帯18の上端には、横長の略矩形枠形状の連結金具22が取り付けられており、第1の牽引帯18が連結金具22を介して第2の牽引帯20に連結されている。第2の牽引帯20は、略一定の幅寸法を有する帯状であって、伸縮性の小さい繊維を用いた布地や皮革等により、ベルト状に形成されている。第2の牽引帯20は、中間部分が連結金具22に挿通されて第1の牽引帯18と連結されることにより、補助力伝達帯12が構成されている。なお、第2の牽引帯20は、必ずしも伸縮性を抑えられたものでなくても良いが、補助力の作用衝撃を緩和して装用感を向上させると共に、使用者の自己意識による運動を過度に阻害しないように、第1の牽引帯18と第2の牽引帯20の少なくとも一方は弾性部とされて、前述の如き長さ方向の弾性変形が許容された弾性繊維等からなる伸縮性のあるものを採用することが望ましい。
また、補助力伝達帯12の第1の牽引帯18の下方には、第1の装着部14が、一体的に設けられている。本実施形態では、第1の装着部14が、膝関節を保護するために用いられるスポーツ用サポータ状とされており、例えば伸縮性を有する布地等で形成されて使用者の膝関節に巻き付けられ、面ファスナやスナップ,フック等で膝関節部分へ位置を固定された状態で装着されるようになっている。なお、第1の装着部14は、第1の牽引帯18と別体形成されて、接着や縫合などで後固着されていても良い。なお、第1の装着部14には、使用者の膝頭に位置決めされる貫通孔24が形成されることにより、膝関節の屈伸を妨げないように配慮されることが望ましい。
また、補助力伝達帯12の第2の牽引帯20の両端部は、第2の装着部16に取り付けられている。第2の装着部16は、それぞれ腰部に装着される伝達帯支持ベルト26と駆動装置支持ベルト28を有しており、第2の牽引帯20の一方の端部が伝達帯支持ベルト26に取り付けられていると共に、他方の端部が駆動装置支持ベルト28に取り付けられている。なお、第2の装着部16は、使用者への装着状態でのフィッティング性能を向上させる等の目的で伝達帯支持ベルト26と駆動装置支持ベルト28を備えた構造となっており、両支持ベルト26,28は後面側で相互に連結されている。尤も、第2の装着部16を単一の装着ベルト構造などをもって構成することも可能である。
伝達帯支持ベルト26は、伸縮性の小さい帯状の布地で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ,フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、伝達帯支持ベルト26には、リング状を呈する一対のガイド金具30,30が設けられており、伝達帯支持ベルト26の腰部への装着状態において、腰部の左右両側に配置される。そして、一対の第2の牽引帯20,20の各一方の端部が、伝達帯支持ベルト26の前面部分に対して、縫合や溶着、スナップやフック、面ファスナ等の手段を用いて取り付けられている。これら一対の第2の牽引帯20,20の各他方の端部が、一対のガイド金具30,30に挿通されて、後面側に回り込むようにして配されており、後述するように、それぞれ電動モータ17,17の駆動力が及ぼされるようになっている。
さらに、使用者への装着状態で左右の各大腿部に位置する部分には、それぞれ、股関節の屈曲角度として大腿部の傾斜角度を検出する関節角度センサ32,32が設けられている。この関節角度センサ32は、関節の屈曲角度を計測し得るものであれば良く、具体的なセンサの種類や構造、装着位置などは限定されるものでない。例えば、前述の特許文献3に記載されているように誘電性の弾性材で形成された誘電体層の両面に導電性の弾性材で形成された一対の電極膜を設けた静電容量型センサを採用して、腰部から大腿部の体側面に沿って配設することも可能である。
本実施形態では、ジャイロセンサが、関節角度センサ32,32として採用され、例えば左右の各第1の牽引帯18,18に対して固定的に取り付けられて支持されている。かかるジャイロセンサは、大腿部の傾斜角度を検出することで略鉛直状態に保持される腰部側の寛骨に対する股関節の屈曲角度を検出するものとして、公知のものが採用され得る。
例えば、かかる関節角度センサ32としてのジャイロセンサとしては、一般的なMEMS(Micro Electro Mechanical System)センサであって、直交3軸回りの回転の角速度を検出可能な三軸角速度センサなどが採用され得る。また、ジャイロセンサと併せて、加速度センサを大腿部に装着して、両センサの検出信号を併せて演算処理することで検出精度の向上や情報の高度化を図ることも可能である。例えば、ジャイロセンサによる傾斜方向の検出値における基準方向を、加速度センサで適宜に較正することにより、基準方向の誤差の累積を回避することも可能であり、また、加速度センサで検出される重力方向(鉛直方向)に対して、ジャイロセンサで検出される大腿部の角速度を、演算装置によって積分演算することで、大腿部の三次元の傾斜方向を時間軸を含む四次元数で求めることも可能となる。更にまた、ジャイロセンサにおけるノイズ等による検出誤差を軽減するために、センサフュージョンアルゴリズムとしてのフィルタ手段等を採用することも可能である。なお、ジャイロセンサに必要とされる電源や演算装置などは、駆動装置支持ベルト28に装着するほか、伝達帯支持ベルト26などに装着しても良い。
更にまた、補助力伝達帯12には、引張方向に作用する荷重(応力)を直接に検出する荷重センサ34が設けられている。かかる荷重センサ34は、補助力伝達帯12を構成する第1の牽引帯18や第2の牽引帯20の長さ方向の中間部分に装着されるほか、それら第1の牽引帯18や第2の牽引帯20の長さ方向の端部における他部材への取付部や連結部などに装着することもできる。
採用する荷重センサ34の種類も、補助力伝達帯12に作用する荷重を検出し得るものであれば良く、ロードセルにより荷重を直接に電圧値に変換して出力する荷重センサが好適に採用され得て、磁歪式や静電容量式、ジャイロ式、ひずみゲージ式などのロードセルのほか、バネ等の弾性体を用いた荷重センサなども採用可能である。
なお、補助力伝達帯12に荷重センサ34を装着するに際して、補助力伝達帯12に作用する全ての荷重が荷重センサ34に入力される態様で装着するほか、一部の荷重が荷重センサ34に入力される態様で装着するようにしても良い。例えば、前者の態様としては、補助力伝達帯12の長さ方向の一部を荷重センサ34で置換する等して補助力伝達帯12に対する引張方向力が荷重センサ34を介して作用せしめられるようにしても良い。また、後者の態様としては、伸縮可能な材質からなる補助力伝達帯12の表面に荷重センサ34を固着しても良い。
また、補助力伝達帯12に対して荷重を及ぼす電動モータ17に荷重センサ34を設けることにより、補助力伝達帯12に及ぼされる引張方向の力を入力側で検出することも可能である。具体的には、例えば電動モータ17に対する給電回路において電流値を検出することにより、補助力伝達帯12に及ぼされる引張力を電動モータ17の駆動トルクとして、かかる電流値によって検出する荷重センサ34を構成することも可能である。
一方、駆動装置支持ベルト28は、図1~3に示されているように、伝達帯支持ベルト26と同様に、伸縮性の小さい帯状の布地等で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ、フック等で連結されることにより、使用者の腰部に対して位置を略固定されて装着される。また、駆動装置支持ベルト28は、背面部分が正面部分よりも下方まで延び出して大きな面積を有しており、その背面部分に駆動装置38が装着されている。
駆動装置38は、図4に示されているように、駆動源としての左右一対の電動モータ17,17と、それら一対の電動モータ17,17によって回転駆動される左右一対の回転軸42,42と、電動モータ17,17に電力を供給するバッテリ等の電源装置44と、関節角度センサ32,32の検出結果に基づいて電動モータ17,17を作動制御する制御装置46とを含んで構成されている。
各電動モータ17は、好適には回転位置を検出して正逆両方向の回転量を制御することができるサーボモータ等が採用される。そして、電源装置44からの通電によって駆動される電動モータ17の駆動軸48における回転駆動力が、適宜の減速歯車列を介して、回転軸42に伝達されるようになっている。回転軸42は、周方向への回転を許容されるように支持されたロッド状の部材であって、その外周面に第2の牽引帯20の他方の端部が固定されて巻き付けられている。これにより、第2の牽引帯20の他方の端部は、駆動装置38を介して駆動装置支持ベルト28に取り付けられており、以て、補助力伝達帯12が股関節を跨いで配設されている。
そして、回転軸42が電動モータ17の駆動軸48から及ぼされた駆動力によって周方向一方に回転させられることにより、補助力伝達帯12の第2の牽引帯20が回転軸42に巻き取られる。これにより、電動モータ17による駆動力が補助力伝達帯12の長さ方向(第1の牽引帯18および第2の牽引帯20の長さ方向)に伝達されて、第1の装着部14と第2の装着部16の間に引張力として及ぼされる。
なお、第2の牽引帯20は、連結金具22を動滑車のようにして折り返されていることから、第2の牽引帯20に及ぼされる電動モータ17の駆動力は、増大されると共に引張方向を変換されて、第1の牽引帯18の長さ方向に作用せしめられることとなる。また、電動モータ17として、エンコーダとしてのロータリエンコーダ50を備えたサーボモータ等を採用することにより、電動モータ17によって補助力伝達帯12に及ぼされる引張方向の牽引量としての巻取量を直接的に検出することができる。これにより、ロータリエンコーダ50による検出値に基づいて電動モータ17を作動制御せしめて補助力伝達帯12の牽引量を所望の値に制御する、牽引量制御手段を設けることができる。そして、以下に説明する引張力による制御に加えて、巻取量による制御を併せて採用することで、制御の信頼性の向上等も図られ得る。
一方、回転軸42が電動モータ17によって周方向他方に回転させられると、回転軸42による補助力伝達帯12の巻き取りが解除されて送り出され、第1の装着部14と第2の装着部16の間で引張力が解除される。
尤も、電動モータ17の逆回転は必須でなく、電動モータ17への給電を停止して、電動モータ17の出力軸をフリーにすることで、補助力伝達帯12の引き出しが自由に許容され得る状態にすることにより、第1の装着部14と第2の装着部16の間での引張力を解除しても良い。これによれば、使用者の筋力による動作に伴って、補助力伝達帯12が過度に弛むことなく、動作の抵抗となる程の張力をもたないで、歩行動作に対して容易に追従して送り出されるようにすることが可能になる。
また、電動モータ17の制御は、電源装置44から電動モータ17への通電の有無や通電方向(駆動軸48の回転方向)が制御装置46によって制御されることで実行されている。制御装置46は、関節角度センサ32の検出結果(出力信号)などに基づいて使用者の股関節の屈曲運動および伸展運動などを検出して、検出した股関節の運動に応じて電動モータ17への給電を制御する。これにより、電動モータ17の駆動力に基づいて第1の装着部14と第2の装着部16の間に及ぼされる引張力が、制御装置46によって調節されるようになっている。
ここにおいて、本実施形態では、制御装置46が、以下の3つの制御手段を併せ備えており、それら3つの制御を実行するようになっている。
(I)電動モータ17の巻取作動により補助力伝達帯12に引張力を及ぼして、歩行時の脚部筋力を補助するアシスト力を作用させるに際して、関節角度センサ32で検出される股関節の屈曲角度の値に基づいて駆動手段の作動タイミングとして、電動モータ17の巻取作動の開始タイミングを決定するアシストタイミング制御手段。
(II)上記(I)に記載のアシスト力の作用中において、補助力伝達帯12に作用する荷重が、予め設定されたアシスト力の目標値となるように、電動モータ17の出力レベルを荷重センサ34の検出値に基づいてフィードバック制御して調節するアシスト力制御手段。
(III)上記(I)に記載のアシスト力が作用していない非作用中において、補助力伝達帯12に作用する荷重が、該補助力伝達帯12の弛みを解消し得るように予め設定されたバイアス力の目標値となるように、電動モータ17の出力レベルを荷重センサ34の検出値に基づいてフィードバック制御して調節する弛み防止制御手段。
(I)電動モータ17の巻取作動により補助力伝達帯12に引張力を及ぼして、歩行時の脚部筋力を補助するアシスト力を作用させるに際して、関節角度センサ32で検出される股関節の屈曲角度の値に基づいて駆動手段の作動タイミングとして、電動モータ17の巻取作動の開始タイミングを決定するアシストタイミング制御手段。
(II)上記(I)に記載のアシスト力の作用中において、補助力伝達帯12に作用する荷重が、予め設定されたアシスト力の目標値となるように、電動モータ17の出力レベルを荷重センサ34の検出値に基づいてフィードバック制御して調節するアシスト力制御手段。
(III)上記(I)に記載のアシスト力が作用していない非作用中において、補助力伝達帯12に作用する荷重が、該補助力伝達帯12の弛みを解消し得るように予め設定されたバイアス力の目標値となるように、電動モータ17の出力レベルを荷重センサ34の検出値に基づいてフィードバック制御して調節する弛み防止制御手段。
すなわち、制御装置46による電動モータ17,17の制御手段は、関節角度センサ32によって検出される左右の股関節角度の検出値や、荷重センサ34によって検出される左右の補助力伝達帯12の引張荷重の検出値を参照信号とし、予め設定されたアシストタイミングやアシスト力、バイアス力に対応した電動モータ17,17の制御条件を満足するように、携帯型のバッテリ等の二次電池からなる電源装置44から電動モータ17,17への電力供給を実行するようになっている。
具体的には、例えば図5にハードウェアの機能ブロック図が示されているように、かかる制御装置46は、ROMやRAM等の記憶手段を備えたコントローラ52と、かかるコントローラ52からの指令値に従って電源装置44から電動モータ17,17へ電力を給電するドライバ54を含んで構成されている。即ち、制御装置46は、予め制御用プログラムが記憶されており、左右のジャイロセンサからなる関節角度センサ32,32から得られる関節角度の検出値と、左右の荷重センサ34,34から得られる補助力伝達帯12に及ぼされている引張荷重の検出値とに基づいて、前述の(I)アシストタイミング制御手段、(II)アシスト力制御手段、(III)弛み防止制御手段の各機能を実現するようになっている。なお、本実施形態では、左右の電動モータ17,17への給電制御が各別に制御されることで、左右の脚に及ぼされるアシスト力が各別に独立して制御され得るようになっている。
(I)アシストタイミング制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置46のROMやRAMに予め記憶されたアシストタイミング制御用のプログラムに従って、制御装置46は左右の関節角度センサ32,32から出力される股関節角度を参照信号として、かかる股関節角度が、記憶手段(52)に予め記憶された給電開始の股関節角度に達した場合には、アシスト開始の信号を発して、電源装置44から電動モータ17への給電を開始する。なお、アシストタイミング制御手段による制御は、例えば、左右の関節角度センサ32,32から出力される股関節角度が所定周期で変化することなどにより歩行状態であると判定されることを条件として実行されることとなる。
(II)アシスト力制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置46のROMやRAMに予め記憶されたアシスト力制御用のプログラムに従って、制御装置46は左右の荷重センサ34,34の出力値として得られる引張荷重を参照信号として、かかる引張荷重が、記憶手段(52)に予め記憶されたアシスト用目標値となるように電源装置44から電動モータ17への給電を制御する。なお、アシスト用目標値は、例えばアシスト開始時を起点として、所定時間に亘って経時的に変化するパターンをもって与えられることが望ましく、経時変化するマップデータや時間軸上の関数値などとして設定され得る。また、アシスト力制御手段による制御は、例えば歩行状態を前提としてアシストタイミング制御手段でアシスト開始の信号が発せられたことを条件として実行されることとなる。
(III)弛み防止制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置46のROMやRAMに予め記憶された弛み防止制御用のプログラムに従って、制御装置46は左右の荷重センサ34,34の出力値として得られる引張荷重を参照信号として、かかる引張荷重が、記憶手段(52)に予め記憶された弛み防止用目標値となるように電源装置44から電動モータ17への給電を制御する。なお、弛み防止用目標値は、例えば歩行に際して使用者が違和感を覚えない程度の略一定の大きさをもって与えられることが望ましい。また、弛み防止制御手段による制御は、例えば歩行状態を前提として、アシスト力制御手段による引張荷重の制御が終了した時点から、アシストタイミング制御手段で次のアシスト開始の信号が発せられるまでの間に亘って連続的に実行されることとなる。
そして、これら(I)アシストタイミング制御手段、(II)アシスト力制御手段、(III)弛み防止制御手段を用いて、制御装置46で電動モータ17,17が作動せしめられることにより、使用者の歩行運動に際して、補助力伝達帯12,12を通じてアシスト力が股関節回りの運動補助力として作用せしめられて、歩行補助が行われるようになっている。特に本実施形態では、歩行時に遊脚を前方へ振り出す際のアシスト作用が実行されることとなる。
すなわち、人の歩行は、図6にモデル図が示されているように、左右一対の脚X,Yを交互に前方に振り出して前後へ周期的に動かすことによって行われる。この歩行動作において、歩行面の傾斜等による歩行抵抗に抗して重心を前方に移動させる運動エネルギーを維持するために、接地した脚Xの筋活動で与えられる体重支持等のエネルギーだけでなく、地面から浮いた遊脚Yの運動も重要な役割を担っている。具体的には、歩行に際して後方に延びた方の脚は、人の重心より後方で爪先が地面から離れて遊脚Yとなり、前方に延びた方の脚Xだけが接地した片脚立脚の状態で歩行が進められる。一方、地面から浮いた遊脚Yは、歩行に際して後方に大きく延び出した状態で地面から浮き、遊脚Yに作用する重力も利用して、人の重心より後方から股関節まわりの揺動により前方へ振り出される。この遊脚Yの振り出しによる振子運動が、重心を前方に進める運動エネルギーとしても作用する。
ところが、加齢等による歩行能力低下者では、歩幅も小さく速度も小さいことから、かかる遊脚Yが後方で浮いた際にも十分な重力が作用し得ずに遊脚Yの振子運動による効果が発揮され難くなる。その結果、歩行能力低下者は、スムーズな歩行ができなくなり、歩行自体が苦痛となって歩行しなくなることで、脚筋力の更なる低下が進んでしまうと考えられる。ここにおいて、本実施形態の歩行運動補助装置10では、遊脚Yに対して振子運動をサポートするように、適切なタイミングで遊脚Yに補助的にアシスト力Fを及ぼすことにより、遊脚Yの振子運動を促進することで、使用者の歩行にリズムを持たせると共に効率化させる。特に、地面から浮いた遊脚Yに対してアシスト力Fを及ぼすものであるから、小さい力で遊脚Yを効率的に変位運動させて歩行を補助することができると共に、接地して体重を支える接地脚Xでは、使用者自身の筋力が主体的に使用されることで、筋力も効果的にトレーニングされ得る。
かかるアシスト力Fは、電動モータ17で補助力伝達帯12を通じて引張力として使用者の股関節まわりに及ぼされることとなるが、その作用力の経時的パターンの一例を、図7に示す。即ち、歩行に際しては、関節角度センサ32により周期的な股関節の変化パターンが検出されることから、前記(I)アシストタイミング制御手段によりアシスト開始のタイミングを決定し、アシスト開始時点からアシスト終了時点に至るまでの間、アシスト力Fの大きさを適切に調節しつつ、遊脚Yに及ぼすようにされる。
なお、アシスト終了時点は、例えばアシスト開始時点から予め設定された時間が経過するまでの間として時間設定することも可能であり、また、関節角度センサ32の股関節の検出値が予め設定された角度値に至るまでの間として設定することなども可能である。また、アシスト開始時点からアシスト終了時点までのアシスト力Fの作用期間Tは、一般に歩行時に後方に延びた脚が地面を離れて遊脚となるのと略同じ時点から前方に振り出されて着地するより少し前の期間、即ち離陸した遊脚となっている期間よりも僅かに短い期間で設定されるのが好ましい。
また、目的とするアシスト力Fの大きさは、歩行に違和感を抱かせることを回避しつつ、効率的に歩行補助を行い得るように、例えば遊脚が後方から前方へ向けて振り出される初期のタイミングでは大きな力を発揮する一方、前方に振り出された後は着地を妨げないように次第に力が小さくなるように設定されることが望ましい。具体的には、ピーク地点がアシスト力Fの作用期間Tの中央より前半部分にある山形のプロファイルをもって、好適に設定され得る。そして、目的とするアシスト力は、遊脚Yから接地脚X、または接地脚Xから遊脚Yへの股関節の周期的な屈曲運動に対応して、山形プロファイルが所定時間の間隔をもって繰り返されるものであり、即ち周期的な波形プロファイルとして表すことができる。
しかも、本実施形態では、補助力伝達帯12を通じて脚へ及ぼされるアシスト力Fの大きさが、補助力伝達帯12に装備されたロードセルからなる荷重センサ34で直接に検出され、その検出値に基づいて目的とするアシスト力Fの大きさとなるように電動モータ17がフィードバック制御される。それ故、図7に例示される如き目的とするアシスト力の大きさが高精度に発揮され得るのである。
一方、図8にモデル的に示されているように、補助力伝達帯12の上端部分の使用者に対する装着位置を支点Aとし、使用者における股関節位置を支点Bとし補助力伝達帯12の下端部分の使用者に対する装着位置を支点Cとすると、補助力伝達帯12が掛け渡される部分の長さに相当する△ABCにおける辺ACの長さは、歩行に際しての股関節の角度θの変化に伴って変化する。なお、図8中の点Oは、支点Aを通る水平線と支点Bを通る鉛直線との交点である。また、支点Aの位置は、第2の牽引帯20の一方の端部における伝達帯支持ベルト26への取付位置と該第2の牽引帯20が挿通されたガイド金具30との略中間位置となる。
それ故、上述の如き電動モータ17によって補助力伝達帯12が巻き取られて張力によるアシスト力が作用制御されている状況以外では、電動モータ17が作動せずに補助力伝達帯12が一定長さで放置されていると、補助力伝達帯12には、歩行に伴って弛みや過度の引張が発生してしまう。
そこで、本実施形態では、アシスト力の非作用中、(III)弛み防止制御手段で電動モータ17を制御することにより、補助力伝達帯12に対して略一定の小さな引張力が弛み防止力として及ぼされた状態に保たれる。この弛み防止の制御に際しては、補助力伝達帯12の引張応力を直接に検出するロードセル34の検出値を参照信号して、かかる検出値が目的とする一定の引張力となるように電動モータ17がフィードバック制御される。
このような弛み防止制御が実行されることで、図7に示されているように、アシスト力Fの作用期間Tを除く実質的に全期間に亘って、補助力伝達帯12には所定のバイアス力(小さな引張力)が作用せしめられる。そして、このようにして補助力伝達帯12の弛みが常時防止されることにより、例えば(I)アシストタイミング制御手段によりアシストが開始された時点で、(II)アシスト力制御手段に設定されたアシスト力Fを作用させるに際して、電動モータ17の作動に伴って補助力伝達帯12による引張力が直ちに立ち上がる。それ故、目的とするアシスト力が殆ど時間遅れなく、遊脚に作用せしめられることとなり、歩行に好適なパターンでアシスト力を精度良く遊脚に及ぼすことが可能になる。
特に本態様では、アシスト力Fの作用中も(II)アシスト力制御手段により補助力伝達帯12の引張応力がロードセル34の検出値で直接にフィードバック制御されることから、アシスト力Fの作用開始時における速やかな立ち上がりに加えて、アシスト力Fの不足やオーバーシュート、更には発散などの制御不具合も効果的に防止され、目標値への高精度な追従性が併せて達成され得るのである。
因みに、本実施形態の歩行運動補助装置10による上述の如き歩行アシスト制御の全体の流れを、一つの制御態様を示す図9のフロー図に従って説明する。
先ず、ステップS1で制御が開始されると、ステップS2の初期化工程においてジャイロセンサ32やロードセル34について原点出しなどのセンサ校正を行ってから、ステップS3で弛み防止用として補助力伝達帯12にバイアス力を及ぼす制御に際して目標値とされるロードセル34のバイアス力を設定すると共に、ステップS4で歩行時の筋力を補助するアシスト力のパターン(図7に示される如きアシスト力の大きさの経時的な変化プロファイル)を設定する。
その後、ステップS5以下において、電動モータ17の駆動制御を実行してアシスト作動を開始する。なお、以下の電動モータ17の制御は、対象となる左右の脚の一方毎に交互に実施されても良いし、左右の脚の各別に独立した制御系を備えていても良い。
すなわち、ステップS5において、左右のジャイロセンサ32,32から左右脚における股関節角度の検出値を取得すると共に、左右のロードセル34,34から左右の補助力伝達帯12,12の引張力の検出値を取得し、角度信号やアシスト力信号として制御装置46のRAMに記憶する等の信号処理を行う。続くステップS6において、ステップS5で得られた左右のジャイロセンサ32,32の検出結果に基づいて左右脚の周期的な股関節角度の変化を検出して、装用者の現状態を把握する。
そして、ステップS7において、装用者の現状態が歩行状態か否かを判定し、歩行状態でないと判断されると、ステップS8において、前記ステップS3で設定されたバイアス力を制御目標値に設定した後、ステップS9が実行され、かかる制御目標値が補助力伝達帯12の引張力となるように、ロードセル34の検出値を参照信号として、電動モータ17が作動制御されることで、補助力伝達帯12において一定の弛み防止力(バイアス力)が及ぼされる。
また、ステップS10において、電源からの給電を遮断するスイッチ等からの入力によってアシスト制御作動が終了したと判定されるまでの間、上記ステップS5~S9の制御が、所定間隔で繰り返して実行されることにより、歩行が開始されるまでの間は、上記一定の弛み防止力が及ぼされた状態に保たれることとなる。
一方、ステップS7において、装用者の現状態が歩行状態であると判定されると、ステップS11に進み、ジャイロセンサ32で検出される股関節の角度の検出値に基づいてアシスト力の作用期間T(図7参照)であるか否かが判定される。そして、アシスト力の作用期間Tで無いと判定されると、ステップS12において、ジャイロセンサ32で検出される股関節の角度が予め設定されたアシスト開始の角度値に達したか否かが判定される。
股関節の角度検出値が、未だアシスト開始点に達していないと判定された場合には、ステップS8に進み、上述の弛み防止力(バイアス力)を生ぜしめるための制御ループに戻る。
これに対して、前記ステップS11において、アシスト力の作用期間T(図7参照)でアシスト力の作用中であると判定されると、ステップS13に進み、アシスト力の作用期間Tの終了前か否かが判定される。なお、アシスト力の作用期間Tの終了は、前記ステップS4で入力される、例えばアシスト開始時点からアシスト終了までの時間データや、アシスト終了と判定される股関節角度の値などによって判定することができる。
そして、ステップS13において、アシスト期間Tの終了前と判定された場合、および前記ステップS12においてアシスト期間Tが開始されたと判定された場合には、ステップS14に進んでアシスト力の発生制御が行われる。それには、先ず、ステップS14において、前記ステップS4で入力されたアシスト力のパターンを利用して、現時点におけるアシスト力を求めて決定し、目標値に設定する。その後、ステップS9に進み、かかる制御目標値が補助力伝達帯12の引張力となるように、ロードセル34の検出値を参照信号として、電動モータ17が作動制御されることで、補助力伝達帯12においてアシスト力が及ぼされる。
そして、ステップS10でアシスト制御作動が終了したと判定されるまでの間、上記ステップS11~S14を含む制御が、所定間隔で繰り返して実行されることにより、アシスト期間Tの間、予め設定されたアシスト力のパターンでアシスト力の制御が実行されることとなる。なお、ステップS13において、アシスト期間Tが終了したと判定された場合には、ステップS12において未だアシスト開始点に達していないと判定された場合と同様に、ステップS8に進み、上述の弛み防止力(バイアス力)を生ぜしめるための制御ループに戻る。
上述の如き、電動モータ17のフィードバック制御によるバイアス力およびアシスト力の制御作動は、ステップS10でアシスト制御作動が終了したと判定されて、ステップS15に至って終了するまで継続される。
上述の如き本実施形態の歩行運動補助装置10を装用すれば、股関節を屈曲する際に必要とされる力の一部が、電動モータ17の発生力に基づいて補助力伝達帯12,12の引張力として使用者の脚に及ぼされるアシスト力によって補われることとなる。それ故、例えば、歩行時に股関節を屈曲して後足を前方に運ぶ動作をする際に、小さな筋力で目的とする動作を行うことが可能となり、加齢や傷病によって使用者が動作を行うための充分な筋力を備えていない場合にも、目的とする歩行動作をスムーズに行うことができて、使用者の活動が制限されるのを防ぐことが可能となる。
また、電動モータ17の発生駆動力をアシスト力として使用者の脚部に伝達する経路上に設けられた補助力伝達帯12の第1の牽引帯18が可撓性とされており、より好適には力の伝達方向で弾性変形可能とされている。これにより、電動モータ17の発生駆動力は、第1の牽引帯18の可撓変形や弾性によって緩和されてから、使用者の脚部に及ぼされる。それ故、電動モータ17の発生駆動力が剛性の骨格構造からなる伝達系でダイレクトに伝達される場合に比して、使用者の関節等への負荷が軽減されて、筋を痛める等といった問題が生じるのを防ぐことができる。
因みに、本実施形態に従う構造とされた歩行運動補助装置10を実際に健常者に装着して歩行をサポートする実験を行い、(1)電動モータ17のフィードバック制御によるアシスト力の制御精度の確認と、(2)歩行のサポート効果の確認とを、行った。
先ず、(1)については、アシスト力Fのパターンとして山形の目標値プロファイルを設定して歩行態様が異なる3者について制御を実行した場合に、ロードセル34で検出される引張力を検出することによって評価した。図10(a)に示すように、図9に示されたフィードバック制御系を有する本実施例では、何れのケースでも、目標とするアシスト力が安定して発揮されていることがわかる。一方、フィードバック制御系を備えておらず、フィードフォワード的な制御を行った比較例では、図10(b)に示すように、目標のアシスト力を安定して得ることが難しく、目的とする歩行アシストの効果を十分に得ることが難しかった。
また、(2)については、(1)の実験で採用した実施例と比較例の各制御系を備えた歩行運動補助装置を使用者に装着して、同じ条件下で所定時間の歩行を行った際の酸素消費量を測定することによって行った。図11(a),(b)に示すように、図9に示されたフィードバック制御系を有する本実施例では、かかるフィードバック制御系を備えない比較例に比して、装用状態での酸素消費量が抑えられており、歩行運動のサポート機能が一層有効に発揮されていることがわかる。
次に、図12(a)~(c)には、本発明に従う関節運動補助装置の第二の実施形態である歩行運動補助装置56が示されている。本実施形態では、補助力伝達部としての補助力伝達帯58が、使用者の左右の大腿骨の各前方において股関節を跨いで略上下方向に直線的に延びる構造とされている。そして、左右の各補助力伝達帯58の下端部が、使用者の大腿部側に装着される第1の装着部60に取り付けられると共に、左右の各補助力伝達帯58の上端部が、使用者の腰部側に装着される第2の装着部62に取り付けられている。なお、以下の説明において、前記第一の実施形態と実質的に同一の部材または部位には、図中に、前記第一の実施形態と同一の符号を付すことにより詳細な説明を省略する。
すなわち、前記第一の実施形態では、連結金具22で相互に連結された第1の牽引帯18と第2の牽引帯20とによって補助力伝達帯12が構成されていた。これに対して、本実施形態における補助力伝達帯58,58は、直線的に延びる実質的に単一のベルト構造をもって構成されている。
なお、第1の装着部60は、前記第一の実施形態における第1の装着部(14)と同様に、大腿部の下端側において膝関節付近に巻き付けられて装着されるベルト状となっている。一方、前記第一の実施形態では第2の装着部16が伝達帯支持ベルト26と駆動装置支持ベルト28との分割構造とされていたが、本実施形態における第2の装着部62は、腰部付近に巻き付けられて装着される一つのベルト構造とされている。
そして、このように所定長さのベルト状とされた第1の装着部60と第2の装着部62は、使用者に巻き付けられて面ファスナ等で固定されることにより、使用者の膝部付近と腰部付近において実質的に位置固定に装着されるようになっている。
さらに、左右の第1の装着部60,60には、左右の大腿部の前方に配される補助力伝達帯58,58の下端部が、それぞれ、接着や溶着、縫い付けなどによって固着され又は一体的に形成されることによって取り付けられている。そして、第1の装着部60は、使用者への装用状態で、体前面において膝付近から上方に向かって延びるように配されるようになっている。
一方、第2の装着部62には、使用者への装用状態で体前面において左右脚の股関節の各上方に位置する部位に、駆動手段としての左右一対の電動モータ64,64が固定的に取り付けられている。また、これら電動モータ64,64には、それぞれ、回転力が及ぼされる回転軸が略水平方向に延びるように設けられている。そして、各回転軸に対して、補助力伝達帯58,58の上端部が固定されて巻き付けられている。そして、電動モータ64の回転駆動力が回転軸に及ぼされることにより、補助力伝達帯58の上端が巻き取られて、補助力伝達帯58の有効長が短くされることで、引張方向の外力が補助力伝達帯58を通じて第1の装着部60へ及ぼされるようになっている。
なお、電動モータ64,64に対する給電を制御して、補助力伝達帯58によって使用者へ及ぼされるアシスト力をコントロールするための電源装置44と制御装置46は、前記第一の実施形態と同様に、第2の装着部62の背面側に設けられている。
また、左右の補助力伝達帯58,58には、それぞれ、長さ方向の中間部分に位置して、荷重センサ34,34が装着されている。かかる荷重センサ34は、例えば補助力伝達帯58の分断箇所に介在させて、補助力伝達帯58の分断部を荷重センサ34を介して連結することで、補助力伝達帯58に及ぼされる引張荷重の全てが荷重センサ34に及ぼされるようにすることができる。なお、補助力伝達帯58の表面に荷重センサ34を貼着したり、補助力伝達帯58の幅方向の一部だけを分断させてそこに荷重センサ34を介在させたりすることで、補助力伝達帯58に及ぼされる引張荷重の一部が荷重センサ34に及ぼされるようにしても良く、歩行等に際して補助力伝達帯58に作用する引張荷重の変化量を荷重センサ34で検出できれば良い。
更にまた、本実施形態では、関節角度センサ32,32の取付けに際して、補助力伝達帯58,58とは別体の固定バンド66,66が採用されている。即ち、使用者の大腿部に対して固定的に装着される固定バンド66を採用して、かかる固定バンド66に関節角度センサ32を取り付けて支持せしめることにより、関節角度センサ32を大腿部の後面側に固定的に取り付けるようになっている。なお、固定バンド66としては、ゴム等の弾性による巻き付けベルトや、面ファスナによる締め付けベルトなどの適宜の装着構造が採用可能である。また、関節角度センサ32の取付位置は、大腿部の傾斜角度を検出できれば良く、使用者の動きや補助力伝達帯58の作動などに支障がない範囲で任意に設定可能である。
このような本実施形態の歩行運動補助装置56においても、前記第一の実施形態における歩行運動補助装置10と同様に作動して、同様な効果が発揮され得る。特に、前記第一の実施形態に比べて、補助力伝達帯58,58が単一のベルト構造とされていることから、第一の実施形態に比して補助力伝達帯の電動モータによる引張駆動抵抗の軽減等が図られて、電動モータ64,64の回転駆動力を歩行に伴う大腿部の前後方向への揺動的な動きに際してのアシスト力として、より効率的に作用せしめることが可能になる。
また、前記実施形態に比べて、補助力伝達帯58,58を通じて引張力を及ぼすに際しての電動モータによるベルトの巻取量も少なくできることから、補助力伝達帯58を介して及ぼされるアシスト力やバイアス力を、電動モータ64によって一層ダイレクトにコントロールすることも可能になる。
以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、本発明はその具体的な記載によって限定されない。例えば、第1の装着部は、膝関節よりも上方の大腿部に装着することも可能であり、それによって装置のコンパクト化が実現可能となる。尤も、本発明の関節運動補助装置は、股関節まわりの運動補助に限定されるものでなく、例えば肘や肩などの関節まわりの運動補助にも適用可能である。具体的には、例えば使用者が腕立て伏せや肩まわしなどの周期的な関節の屈曲を伴うリハビリ運動を行う場合に、歩行と同様にアシスト力を及ぼして運動補助を行うことができる。
また、制御装置や電源装置等の装着位置は限定されるものでなく、例えば通電用リード線によって接続された独立構造として使用者の衣服のポケットに収容したり、使用者の肩にかけたり等して装着することも可能である。ウォーキングマシンを使用するなどして場所を移動しない運動に対してアシスト力を及ぼす場合には、設置バッテリや家庭用電源のコンセントなどから給電することも可能である。
更にまた、補助力伝達部は、必ずしも全体が可撓性(柔軟性)を有するものに限定されず、部分的であれば金属や合成樹脂等で形成された硬質な部分があっても良い。更に、補助力伝達部に弾性を付与するに際しても、補助力伝達部の全体が力の伝達方向で弾性変形可能とされていても良いし、補助力伝達部が力の伝達方向での弾性変形を部分的に許容されていても良い。
また、関節角度センサの取付位置は、対象となる関節の屈曲角度を測定し得る位置であれば、特に限定されない。即ち、前記第二の実施形態のように、大腿部の後ろ側に関節角度センサを装着する必要はなく、例えば図13(a)~(c)に示されているように、ジャイロセンサ等の関節角度センサ32,32を、使用者の大腿部の前面側の下端付近などの任意の位置に装着しても良い。また、図13(a)~(c)に示されているように、関節角度センサ32を、第二の実施形態の如き特別な固定バンドを採用することなく、例えば第1の装着部60などに取り付けることも可能である。尤も、補助力伝達帯58に関節角度センサ32を装着する場合には、大腿部の傾斜角度と高精度には一致しないことから、第1の装着部60との固定端のように大腿部と略等しく傾斜せしめられる部位へ装着することで股関節の屈曲角度の測定誤差を軽減することが望ましい。
10,56:歩行運動補助装置(関節運動補助装置)、12,58:補助力伝達帯(補助力伝達部)、14,60:第1の装着部、16,62:第2の装着部、17,64:電動モータ(駆動手段)、32:関節角度センサ、34:荷重センサ、50:ロータリエンコーダ(エンコーダ)
Claims (5)
- 柔軟性を有する補助力伝達部と、該補助力伝達部の一方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ一方の部位に装着される第1の装着部と、該補助力伝達部の他方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ他方の部位に装着される第2の装着部と、該補助力伝達部に対して引張方向のアシスト力を及ぼす駆動手段と、該使用者の該関節の屈曲角度を検出する関節角度センサと、該関節角度センサの検出値に基づいて該駆動手段の作動タイミングを決定するアシストタイミングの制御手段とを、有する関節運動補助装置において、
(i)前記アシスト力の作用中において前記補助力伝達部に作用する荷重が前記アシスト力の目標値となるように前記駆動手段の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、(ii)前記アシスト力の非作用中において前記補助力伝達部の弛みを解消するように前記駆動手段を作動させて該補助力伝達部にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが、設けられていると共に、
前記補助力伝達部に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサが設けられており、
前記アシスト力制御手段と前記弛み防止制御手段との少なくとも一方において、該荷重センサの検出値に基づいて、該補助力伝達部に作用する荷重が目標とする前記アシスト力又は前記バイアス力となるように前記駆動手段の作動がフィードバック制御されるようになっていることを特徴とする関節運動補助装置。 - 前記補助力伝達部が、長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な弾性部を有している請求項1に記載の関節運動補助装置。
- 前記駆動手段が、前記補助力伝達部に対して引張方向の牽引量を検出するエンコーダを備えていると共に、該エンコーダによる検出値に基づいて該駆動手段を作動制御して該補助力伝達部の牽引量を目的値に導く牽引量制御手段が設けられている請求項1又は2に記載の関節運動補助装置。
- 前記アシスト力制御手段における前記アシスト力の目標値が、前記関節の周期的な屈曲運動に対応した周期的な波形として与えられる請求項1~3の何れか一項に記載の関節運動補助装置。
- 前記関節角度センサが、前記使用者における股関節の角度を検出するようになっていると共に、前記補助力伝達部が左右の各脚用に一対設けられており、該使用者における歩行運動に対して左右の脚部に対してそれぞれアシスト力を及ぼすようになっている請求項1~4の何れか一項に記載の関節運動補助装置。
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