CN104053424B - 行走运动辅助器具 - Google Patents

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Abstract

提供新结构的关节运动辅助器具，该关节运动辅助器具结构简单且重量轻，从而使用者能够容易地穿脱，并且在对使用者的横向的外力等的干扰作用时也不会妨碍使用者的反射性的防止跌倒的运动，从而能够安全地支持行走状态。行走运动辅助器具(10)具备左右一对设置有对具有柔软性的辅助力传递部(12)施加拉伸力的驱动源(40)的辅助构件，并且具有与使用者的髋关节的关节角度的变化相对应地对各辅助构件中的各驱动源(40)分别进行驱动控制的控制单元(49)。

Description

行走运动辅助器具
技术领域
本发明提供一种新结构的行走运动辅助器具，即，该行走运动辅助器具通过不过度地约束安装了该行走运动辅助器具的使用者的动作而支持使用者行走时的肌力，从而即使例如在横向的外力等对使用者产生干扰作用时，也能够通过允许使用者通过反射反应进行防止跌倒的动作来实现行走状态的安全的支持。
背景技术
以往，为了辅助丧失肌力的残疾人、肌力衰退的老年人进行行走等动作，而提出了如日本专利第4200492号公报(专利文献1)、日本特开2010-110464号公报(专利文献2)所示那样的安装式辅助装置。
另外，这些专利文献1、2所记载的以往结构的辅助装置是外骨骼型辅助装置，由沿着使用者的身体安装的硬质的臂、框架构成的外骨骼在关节部处被马达驱动，从而使得使用者的腿与外骨骼臂一起进行动作。
然而，在这种利用硬质的外骨骼的辅助装置中，如果不与使用者的体格准确匹配或安装不合适，则存在导致在运动时对使用者的关节等施加过度的力的危险。
并且，由于硬质的外骨骼约束使用者的关节的动作，因此例如当存在横向的外力等对使用者的干扰作用时，还有可能妨碍使用者通过反射反应进行防止跌倒的动作，从而导致跌倒。
此外，在日本特开2010-42069号公报(专利文献3)中提出了如下一种辅助控制：设置左右分别测量作用于使用者的左右脚的地面反作用力的传感器来检测双腿在前后和左右的载重负担的平衡，由此在左右和前后的负担失衡的情况下使其恢复。
可是，在这种辅助控制中，需要非常多的传感器以及无时间延迟的控制和驱动的系统，从而辅助装置的结构变得极其复杂是不可避免的。除此之外，在使用者的肌力反射性地应对干扰的情况下，需要考虑使用者的肌力，因此驱动力控制变得更加复杂且困难是不可避免的。并且，毕竟仍旧是利用外骨骼的辅助装置，从而由于干扰所引起的穿着状态的偏差等而导致对使用者的关节等施加过度的力的可能性是不可避免的。
专利文献1：日本专利第4200492号公报
专利文献2：日本特开2010-110464号公报
专利文献3：日本特开2010-42069号公报
发明内容
发明要解决的问题
本发明是以上述情况为背景完成的，其解决课题在于提供如下一种新结构的行走运动辅助器具：该行走运动辅助器具除了结构简单且容易制造以外，还通过不过度地约束安装了该行走运动辅助器具的使用者的动作而支持使用者行走时的肌力，由此能够安全且有效地发挥肌力的训练效果。
用于解决问题的方案
本发明的第一方式为行走运动辅助器具，其特征在于，具备左右一对辅助构件，在该辅助构件中，针对具有柔软性的辅助力传递部的两端部分设置有第一安装部和第二安装部，并且设置有对该辅助力传递部施加拉伸力的驱动源，其中，该第一安装部用于安装于使用者的隔着髋关节的大腿部侧和腰部侧中的大腿部侧，该第二安装部用于安装于上述腰部侧，另一方面，具有：关节角度传感器，其检测该使用者的髋关节的前后方向的关节角度；存储单元，其存储与用于与该使用者的髋关节的关节角度的变化相对应地驱动上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源的驱动定时信息和驱动输出信息有关的控制信息；以及控制单元，其根据该存储单元中的该控制信息，对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源分别进行驱动控制。
在设为依照第一方式的结构的行走运动辅助器具中，辅助力传递部具有柔软性而允许变形，由此与具有硬质的外骨骼的行走运动辅助器具相比，使用者能够容易地穿脱。并且，基于柔软的辅助力传递部的变形，即使在安装状态下也允许使用者的反射性动作，从而不会如以往结构的外骨骼式行走运动辅助器具那样过度地约束使用者的动作。因此，通过使用者的反射性的动作，能够更有效地发挥肌力训练效果，并且例如在横向的外力等对使用者产生干扰作用时也能够允许使用者通过反射反应进行防止跌倒的动作。
因而，根据本发明所涉及的行走运动辅助器具，能够实现支持行走时的肌力且有效地利用了使用者的反射性神经系统所产生的肌肉运动的行走状态。其结果，能够针对虽然还未达到需要通过外骨骼支持体重等的程度、但是肌力下降的患者实现有效的行走运动辅助，能够针对因运动器官障碍引起的运动器官症候群(locomotivesyndrome)的初期阶段等发挥非常优良的训练效果。
另外，通过基于辅助力传递部的柔软性而允许使用者的反射性动作，由此与外骨骼式行走运动辅助器具相比，能够减轻对使用者的约束感，实现穿着感的提高。因此，还能够减轻由于穿着行走运动辅助器具而给使用者带来的肉体和精神上的负担，从而能够长时间连续地穿着。
本发明的第二方式为，在第一方式所涉及的行走运动辅助器具中，针对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源相互独立地输出上述控制单元的驱动控制信号。
在本方式的行走运动辅助器具中，通过对左右一对辅助构件的驱动源独立地进行控制，与将这两个辅助构件相互关联地进行控制的情况相比，能够以大的自由度且简单地进行控制。并且，与相互关联地进行控制的情况相比，还能够更容易且迅速地进行针对存在意料之外的外力作用等的干扰的情况的应对控制。
本发明的第三方式为，在第一或第二方式所涉及的行走运动辅助器具中，上述存储单元中的上述驱动输出信息是与上述关节角度的变化相对应地使上述驱动源的输出变化的信息。
在本方式的行走运动辅助器具中，在人进行行走运动时，将与左右腿部的动作、肌肉运动相关联地变化的髋关节的角度变化作为参照信号，来控制左右一对辅助构件对左右一对腿部的支持力，因此能够通过少量的传感器单元和简单的控制系统实现适合于行走运动的控制。
本发明的第四方式为，在第一～第三方式中的任一个方式所涉及的行走运动辅助器具中，上述存储单元存储用于使上述左右一对辅助构件中的上述辅助力传递部的有效长度与上述使用者的髋关节的关节角度的变化相对应地追随的挠曲防止控制信息，上述控制单元根据该存储单元中存储的该挠曲防止控制信息对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源分别进行驱动控制，使得与该关节角度的变化相对应地使上述有效长度变更来将该辅助力传递部保持为固定的张力作用状态。
在本方式的行走运动辅助器具中，由于能够减轻或避免随着髋关节的变化而产生辅助力传递部的挠曲，因此从辅助力传递部作用于腿部的行走的支持力能够有效且没有大的时间延迟地适当地施加于使用者。
本发明的第五方式为，在第一～第四方式中的任一个方式所涉及的行走运动辅助器具中，上述关节角度传感器是针对左右腿分别检测上述使用者的大腿骨相对于髋骨的前后方向的倾斜角度的传感器。
在本方式的行走运动辅助器具中，能够针对左右各条腿施加与髋关节的角度相应的支持力，因此，还能够在例如开始行走时立即将支持力施加于迈出的腿。另外，即使在由于干扰而仅一条腿突然需要大的支持力的情况等下，也能够实现支持力的更迅速的发挥。
本发明的第六方式为，在第一～第五方式中的任一个方式所涉及的行走运动辅助器具中，上述辅助力传递部的至少一部分能够在上述驱动源的拉伸力的作用方向上发生弹性变形。
在本方式的行走运动辅助器具中，由驱动源施加的拉伸力在第一安装部与第二安装部之间通过辅助力传递部的弹性而被缓和。因此，能够避免对于使用者的关节等的过大的负荷、急剧的负荷，从而能够实现使用者的进一步安全。
发明的效果
根据本发明，能够提供一种新结构的行走运动辅助器具，该行走运动辅助器具不需要硬质的外骨骼，结构简单且容易制造，并且通过不过度地约束使用者的动作而支持使用者行走时的肌力，由此允许例如在干扰等作用时的使用者的反射性的避免跌倒的动作等，从而能够安全且有效地发挥肌力的训练效果。
附图说明
图1是表示作为本发明的第一实施方式的行走运动辅助器具的主视图。
图2是图1所示的行走运动辅助器具的后视图。
图3是图1所示的行走运动辅助器具的侧视图。
图4是构成图1所示的行走运动辅助器具的静电电容型传感器的立体图。
图5是在图2所示的行走运动辅助器具的后视图中去掉罩后示出驱动装置的内部结构的图。
图6是表示图1所示的行走运动辅助器具中的控制系统的功能框图。
图7是用于说明本发明的行走运动辅助器具的支持力的作用时间与髋关节角度的关系的说明图。
图8是表示图1所示的行走运动辅助器具中的辅助力传递带的伴随行走运动产生的有效自由长度的变化的说明图。
图9是包含用于说明图8所示的辅助力传递带的有效自由长度与髋关节角度的关系的关系式的说明图。
图10是用于说明图1所示的行走运动辅助器具中的支持(辅助)力控制与辅助力传递带的有效自由长度变化对应控制的关系的说明图。
图11是表示对图1所示的行走运动辅助器具的肌力支持(辅助)的效果进行确认的实验结果的曲线图。
图12是表示图1所示的行走运动辅助器具中的关节角度传感器的其它形态例的主视图。
图13是表示图1所示的行走运动辅助器具中的关节角度传感器的又一其它形态例的主视图。
具体实施方式
下面，参照附图来说明本发明的实施方式。
图1～3中示出了作为本发明的实施方式的行走运动辅助器具10。行走运动辅助器具10用于辅助髋关节的屈伸，具有如下结构：在跨越髋关节延伸的左右一对作为辅助力传递部的辅助力传递带12、12各自的一端部设置有第一安装部14，并且在左右一对辅助力传递带12、12各自的另一端部共用地有设置第二安装部16，该第一安装部14用于安装于使用者的隔着髋关节的、大腿骨所在的大腿部侧，该第二安装部16用于安装于使用者的隔着髋关节的、髋骨所在的腰部侧。而且，由这些左右一对辅助力传递带12、12、各第一安装部14、14、共用的第二安装部16以及后述的一对作为驱动源的电动马达40、40构成左右一对辅助构件。此外，在图1～3中，以使用者安装的状态图示了行走运动辅助器具10，用双点划线示出了使用者的轮廓线。另外，在下面的说明中，原则上，前面是指使用者的腹部侧的面(正面)，后面是指使用者的背部侧的面(背面)，上下是指作为铅垂上下方向的图1中的上下。另外，在下面的说明中，“助力”是指在补充行走等动作所需要的力的方向上作用的辅助力，“阻力”是指在抵抗进行动作所需要的力的方向上作用的辅助力。
更详细地说，辅助力传递带12被设为将分别由布料形成的第一牵引带18与第二牵引带20通过金属制的连结金属配件22连结而成的结构。由这些第一牵引带18和第二牵引带20形成的结构部分都能够柔软地变形。
第一牵引带18由上下延伸的大致带状的布料等形成，被配设成在行走运动辅助器具10的安装状态下覆盖使用者的大腿的前面。此外，第一牵引带18的材质只要是能够变形的软质的薄片材料即可，考虑到触感、耐久性、透气性等，除了有纺布、无纺布以外，还能够适当地采用皮革、橡胶片材、树脂片材等。特别是，本实施方式的第一牵引带18能够在作为后述的电动马达40所产生的拉伸力的作用方向的长度方向(图1中为上下方向)上发生弹性变形，并且在宽度方向(图1中为左右方向)上弹性小而变形受限制，在长度方向和宽度方向上具有针对输入的变形量的各向异性。此外，期望第一牵引带18在长度方向上具有0.3kgf/cm2以上且0.5kgf/cm2以下的弹性。
另外，在第一牵引带18的上端安装有环状的连结金属配件22，第一牵引带18通过连结金属配件22与第二牵引带20相连结。第二牵引带20是具有大致固定的宽度尺寸的带状，由使用伸缩性小的纤维的布料、皮革等形成为带状。第二牵引带20其中间部分贯通连结金属配件22来与第一牵引带18相连结，由此构成辅助力传递带12。此外，第二牵引带20也未必是被抑制伸缩性的材料，而为了缓和辅助力的作用冲击来提高穿着感、并且避免过度地妨碍使用者通过自我意识进行的运动，期望第一牵引带18和第二牵引带20中的至少一方采用由如上述那样允许长度方向的弹性变形的弹性纤维等构成的具有伸缩性的材料。
另外，在辅助力传递带12的第一牵引带18的下方一体地设置有第一安装部14。在本实施方式中，第一安装部14被设成为了保护膝关节而使用的运动用护具状，例如由具有伸缩性的布料等形成并缠绕在使用者的膝关节上，通过面状搭扣、按扣、钩扣等进行安装。此外，第一安装部14也可以与第一牵引带18相独立地形成，通过粘接、缝合等进行后固定。此外，考虑到不妨碍膝关节的屈伸，期望在第一安装部14上形成被定位于使用者的膝盖的贯通孔24。
另外，辅助力传递带12的第二牵引带20的两端部被安装在第二安装部16。第二安装部16具有分别被安装在腰部的传递带支撑带26和驱动装置支撑带28，第二牵引带20的一端部被安装在传递带支撑带26，并且另一端部被安装在驱动装置支撑带28。
传递带支撑带26由伸缩性小的带状的布料形成，被缠绕在使用者的腰部并将两端部通过面状搭扣、按扣、钩扣等连结来安装在使用者的腰部。另外，在传递带支撑带26上设置有呈环状的一对引导金属配件30、30，在传递带支撑带26被安装于腰部的状态下，该一对引导金属配件30、30被配置在腰部的左右两侧。而且，第二牵引带20的一端部利用缝合、焊接、按扣、钩扣、面状搭扣等手段安装于传递带支撑带26的前面部分。
并且，在传递带支撑带26上安装有向下方延伸出并检测使用者的髋关节的前后方向的关节角度的、作为关节角度传感器的左右一对静电电容型传感器32、32。所述静电电容型传感器32例如日本特开2010-43880号公报、日本特开2009-20006号公报等所示的那样是允许发生弹性变形的柔软的静电电容变化型的传感器，如图4所示那样具有在由介电性的弹性材料形成的电介质层34的两面设置有由导电性的弹性材料形成的一对电极膜36a、36b的结构。
所述静电电容型传感器32被配设成从位于隔着髋关节的两侧的腰部跨越大腿部而延伸，沿着体侧表面相重叠地扩展。在本实施方式中，静电电容型传感器32的上端部被安装于传递带支撑带26来由其支撑，并且静电电容型传感器32的下端部被安装于带37，该带37是被缠绕于大腿部而通过面状搭扣等安装的。
而且，在传递带支撑带26的安装状态下，静电电容型传感器32将由髋关节的屈伸引起的作用压力的变化作为伴随一对电极膜36a、36b的靠近/分离所产生的静电电容的变化来进行检测，所述检测信号被输入到后述的驱动装置38的控制装置(后述的46)。此外，沿着使用者的左右的各体侧表面相重叠地各安装有一个静电电容型传感器32，各自分别检测左大腿骨的关节相对于髋骨的在前后方向的倾斜角度(髋关节的角度)和右大腿骨的关节相对于髋骨的的在前后方向的倾斜角度(髋关节的角度)。
关于所述髋关节的角度变化，例如能够通过检测静电电容型传感器32的面压分布形态来更准确地进行检测。具体地说，在使用者的左右体侧的各一方的表面扩展且沿着隔着髋关节的上下延伸配设的各静电电容型传感器32中，当使用者行走时向前方摆动一条腿来使大腿骨相对于髋骨向前方弯曲时，在静电电容型传感器32中的比体侧中央更靠后方的区域发生拉伸变形，且在比体侧中央更靠前方的区域发生压缩弯曲变形。另一方面，当将腿在后方蹬起时，大腿骨相对于髋骨向后方弯曲，在静电电容型传感器32中的比体侧中央更靠前方的区域发生拉伸变形，且在比体侧中央更靠后方的区域发生压缩弯曲变形。因而，在各静电电容型传感器32中，根据各区域的检测值来判断在夹着其体侧中央线的前后的哪一个区域发生拉伸变形且在另一个区域发生了压缩变形，能够根据与各变形的程度相应的检测值的大小来求出髋关节的角度变化量。
特别是，如本实施方式所使用的那样的静电电容型传感器32如日本特开2010-43880号公报、日本特开2009-20006号公报等所记载的那样被设为薄片且容易变形的软质片材结构，因此即使沿着身体表面安装，也不会给予使用者过度的不适感、或者也不会约束使用者的反射性的身体动作。
另一方面，驱动装置支撑带28如图1～图3所示那样，与传递带支撑带26同样地由伸缩性小的带状的布料等形成，被缠绕在使用者的腰部并将两端部通过面状搭扣、按扣、钩扣等连结来安装在使用者的腰部。另外，驱动装置支撑带28其背面部分相比于正面部分更向下方延伸出而具有大的面积，在该背面部分安装有驱动装置38。
驱动装置38如图5所示那样构成为包括：作为驱动源的左右一对电动马达40、40；由这一对电动马达40、40驱动而旋转的左右一对旋转轴42、42；向电动马达40、40供给电力的电池等电源装置44；以及根据静电电容型传感器32、32的检测结果来控制电动马达40、40的动作的控制装置46。
各电动马达40是一般的电动机，优选采用能够检测旋转位置来控制正反两方向的旋转量的伺服马达等。而且，通过来自电源装置44的通电而被驱动的电动马达40的驱动轴48的旋转驱动力经由适当的减速齿轮系被传递到旋转轴42。旋转轴42是以允许周向上的旋转的方式被支承的杆状构件，在其外周面固定并缠绕有第二牵引带20的另一端部。由此，第二牵引带20的另一端部经由驱动装置38安装于驱动装置支撑带28，据此，辅助力传递带12跨越髋关节地配设。
而且，旋转轴42通过从电动马达40的驱动轴48受到的驱动力而沿周向的一个方向旋转，由此辅助力传递带12的第二牵引带20被卷绕在旋转轴42。由此，电动马达40的驱动力沿辅助力传递带12的长度方向(第一牵引带18和第二牵引带20的长度方向)传递，并作为拉伸力施加于第一安装部14与第二安装部16之间。从上述内容明显可知，辅助力传递带12沿电动马达40的驱动力的传递方向延伸。另一方面，当旋转轴42通过电动马达40沿周向的另一个方向旋转时，由旋转轴42进行的辅助力传递带12的卷绕被解除而送出辅助力传递带12，第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力被解除。
此外，电动马达40的反转不是必须的，也可以通过停止向电动马达40的供电，来形成能够自由地允许拉出辅助力传递带12的状态，由此解除第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力。由此，随着使用者的肌力的动作，辅助力传递带12不会过度地松弛，不具有成为动作的阻力的程度的张力，从而能够容易地追随行走动作。
另外，通过控制装置46控制从电源装置44向电动马达40的通电的有无、通电方向(驱动轴48的旋转方向)来执行电动马达40的控制。控制装置46根据静电电容型传感器32的检测结果(输出信号)来检测使用者的髋关节的弯曲运动和伸展运动，与所检测出的髋关节的运动相应地控制向电动马达40的通电。由此，通过控制装置46来调节根据电动马达40的驱动力施加于第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力。此外，在本实施方式中，控制装置46确定行走动作的阶段(例如使髋关节弯曲后向前方移动后脚的阶段、使髋关节伸展后用前脚蹬地面的阶段等的特定的髋关节角度)，根据作为确定出的行走动作的阶段的髋关节角度来控制向电动马达40的通电。
即，控制装置46的对电动马达40、40进行控制的控制单元49将左右的髋关节的检测角度作为参照信号，从电源装置44向电动马达40、40供给电力以满足与预先设定的特定阶段的髋关节角度相对应的电动马达40、40的控制条件。具体地说，例如图6所示的功能框图那样，所述控制单元49构成为包括RAM等存储单元50，该存储单元50存储有包含针对髋关节角度的变化确定将向电动马达40的供电开始和停止等的定时的驱动定时信息、确定向电动马达40供给的电力的大小(与支持力相对应的辅助力传递带12的卷绕量)的驱动输出信息的控制信息。此外，存储在该存储单元52中的驱动定时信息、驱动输出信息能够根据需要来变更设定，例如能够按各使用者调节发挥支持力的髋关节的角度位置、所施加的支持力的大小等。
而且，按照预先存储在存储单元50的ROM、RAM中的程序，控制单元49的控制部将从作为左右的髋关节的角度传感器的静电电容型传感器32、32输出的髋关节角度作为参照信号，在所述髋关节角度达到了预先存储在存储单元50中的供电的开始或停止的髋关节角度的情况下，输出驱动控制信号以根据预先存储在存储单元50中的驱动定时信息、驱动输出信息来开始或停止从电源装置44向辅助构件的电动马达40的供电。另外，在本实施方式中，静电电容型传感器32、控制单元49中的控制部、辅助构件驱动用的电动马达40均左右各自独立地设置一对，针对左右腿分别执行基于存储单元50的控制信息的、控制单元49对电动马达40的供电控制。总之，针对左右腿相互独立地输出对左右一对辅助构件的电动马达40、40进行控制的控制单元49的驱动控制信号。
并且，作为存储单元50中存储的驱动输出信息，也可以包含用于与髋关节角度的范围相对应地改变向电动马达40供给的电力的信息(与卷绕量的初始值相乘的系数等)。由此，例如每当髋关节角度达到预先设定的多个阶段的角度时，能够使电动马达40的输出阶段性地或者逐渐增大或减少，能够使使用者所受到的助力在行走时更有效、或者进一步减轻给予使用者的不适感。
附带地说，关于健康人的下肢肌中的“臀大肌”、“股二头肌”、“胫骨前肌”、“股直肌”、“腓肠肌”的各部位，在行走过程中所产生的肌力发生变化。例如已知在各下肢肌中，与髋关节的角度变化相对应地呈山形经时变化的肌力按行走周期重复地产生。因而，能够理解为：在本实施方式的行走运动辅助器具10中，将与髋关节角度相对应的支持力施加于下肢肌如同附加地设置人工肌肉，从而能够对下肢肌所产生的行走肌力进行辅助。
另外，在健康人行走时根据如上所述的静电电容型传感器32的输出值检测髋关节的角度变化的结果，确认出如图7所示那样以实用的精度检测出髋关节的周期性的变化图案。因此认为，通过根据所述静电电容型传感器32的检测信号在预先确定的规定的定时控制向电动马达40的供电的开始、停止等，能够如上述那样发挥行走肌力的辅助效果。此外，行走时的髋关节的角度变化幅度、髋关节的相位与各肌肉产生的肌力的相对关系根据使用者个人的体格、走路方式、习惯等而不同，因此期望针对每个使用者变更例如在图7中的表示为辅助A、B、C的哪一个点执行向电动马达40的供电的开始、停止等这样的具体的设定。此时，关于所述设定点是否适合于使用者的判断，除了参照使用者的主观意见进行判断以外，还能够根据例如将变更向电动马达40的供电的开始、停止等的点而分别实际测量出的使用者的肌电位传感器的输出值进行相对比较所得到的支持效果的适当与否判断结果等来进行判断。
另外，如图8中以模型的方式示出的那样，当将辅助力传递带12的上端部分对于使用者的安装位置设为支点A、将使用者的髋关节位置设为支点B、将辅助力传递带12的下端部分对于使用者的安装位置设为支点C时，与辅助力传递带12的长度相当的△ABC中的边AC的长度与髋关节的角度θ相应地变化。此外，图8中的点O是穿过支点A的水平线与穿过支点B的铅垂线的交点。另外，支点A的位置为第二牵引带20的一端部安装于传递带支撑带26的安装位置与该第二牵引带20所贯通的引导金属配件30的大致中间位置。
在此，所述作为有效长度的辅助力传递带12的长度(边AC的长度)如图9所示那样与行走时的髋关节的角度θ相应地周期性地变化，其具体的长度能够通过图9中的数式求出。而且，在本实施方式中，通过对电动马达40进行正反转控制使得辅助力传递带12的长度改变与基于所述数式计算的边AC与在行走周期的规定的时刻的边AC的没有挠曲的基准长度的差相当的尺寸，由此在行走过程中作用于辅助力传递带12的张力被维持为大致固定(例如大致±0)来防止挠曲。
这样的基于辅助力传递带12的张力调节的挠曲防止控制是通过如下方式实现的：与行走时的髋关节角度θ相应地基于预先存储的关系式使电动马达40进行旋转动作，来调节第二牵引带20的卷绕量和送出量。具体地说，例如图6所示出的功能框图那样，所述挠曲防止控制系统构成为包括存储有挠曲防止控制信息的RAM等存储单元50，该挠曲防止控制信息包含针对髋关节的角度的变化计算辅助力传递带12的长度(边AC的长度)的上述数式的系数、在行走周期的规定的时刻的辅助力传递带12的基准长度、与第二牵引带20的卷绕/送出量对应的电动马达40的旋转方向以及确定开始/停止供电的定时的驱动定时信息。此外，存储在该存储单元50中的驱动定时信息能够根据需要来变更设定，例如能够与每个使用者的体格相应地进行调节。而且，如图10所示那样能够独立于前述的与髋关节的角度相对应的支持力的控制来进行所述挠曲防止控制，能够以将双方的控制相叠加而双方的控制的目标值叠加达成的方式由控制单元49输出驱动控制信号来对电动马达40进行驱动控制。通过这样的挠曲防止控制，辅助力传递带12的有效长度与髋关节的角度变化相对应地追随变化，将辅助力传递带12维持为大致固定张力的延展状态，因此在基于支持力的控制来驱动电动马达40时，几乎不会受到由于与髋关节的角度变化相对应的辅助力传递带12的长度变化所引起的不良影响，而能够将作为目标的支持力稳定且高精度地施加于使用者的腿部。
如果穿着这样的结构的行走运动辅助器具10，则在使髋关节弯曲时，施加辅助力(助力)以增强髋关节的弯曲运动所需要的力，能够辅助伴随髋关节的屈伸的动作。即，控制装置46当根据静电电容型传感器32的检测结果确定出使用者想要使髋关节弯曲时，从电源装置44向电动马达40通电来使旋转轴42沿周向的一个方向旋转。由此，第二牵引带20被旋转轴42卷绕，从而第二牵引带20的实质长度变短，因此外插在第二牵引带20的中间部分的连结金属配件22被拉向第二安装部16侧(上侧)而移位，由此辅助力传递带12的长度变短。而且，通过安装于连结金属配件22的第一牵引带18来对第一安装部14施加拉伸力，从而安装在膝关节上的第一安装部14被拉向安装在腰部的第二安装部16侧。其结果，助力发挥作用以抵抗重力而将膝关节拉向腰部侧，从而对进行伴随髋关节的弯曲的行走运动的肌力进行辅助。此外，如果与由静电电容型传感器32检测出的髋关节角度θ的值的变化相应地由控制装置46调节旋转轴42的旋转力(对电动马达40供电的电压)，则能够进一步有效地针对使用者想要进行的动作提供合适的助力。另外，一旦髋关节角度θ的值达到了预先设定的值就停止对电动马达40的通电，由此避免由于过度地补充或约束髋关节的运动而给使用者带来不适感。
另一方面，控制装置46当根据静电电容型传感器32的检测结果确定出使用者想要使髋关节伸展时，从电源装置44向电动马达40通电来使旋转轴42沿周向的另一个方向旋转。由此，从旋转轴42送出第二牵引带20，从而第二牵引带20的实质长度变长，因此外插在第二牵引带20的中间部分的连结金属配件22由于自重、弹性等而向离开第二安装部16的方向(下侧)移位。而且，通过安装于连结金属配件22的第一牵引带18对第一安装部14施加的拉伸力被解除，由此防止行走运动辅助器具10妨碍髋关节的伸展运动。
这样，如果穿着行走运动辅助器具10，则在使髋关节弯曲时所需要的力的一部分由电动马达40所产生的力来补充，因此例如在行走时进行使髋关节弯曲后向前方移动后脚的动作时，能够通过小的肌力进行作为目标的动作。因而，只要使用行走运动辅助器具10，即使在由于年龄增长、伤病而使用者不具备用于进行动作的足够的肌力的情况下，也能够顺畅地进行作为目标的动作，从而能够防止使用者的活动受到限制。
另外，在将电动马达40的产生驱动力作为助力传递到使用者的腿部的路径上设置的辅助力传递带12的第一牵引带18能够在力的传递方向上发生弹性变形。由此，电动马达40的产生驱动力通过第一牵引带18的弹性变形而被缓和后施加到使用者的腿部。因此，与电动马达40的产生驱动力被直接传递的情况相比，能够减轻对使用者的关节等的负荷，从而防止产生损伤肌肉等的问题。特别是在本实施方式中，期望对使用者的腿部施加的助力为2kgf～5kgf左右的比较小的力。由此，不会强制性地使使用者进行动作，而是始终基于补充动作所需要的肌力的不足这样的思想来实现支持力的作用，从而不会对使用者的身体施加负担，而能够进行需要的辅助。
附带地说，进行了将设为依照本实施方式的结构的行走运动辅助器具10实际安装于健康人来确认行走时的支持效果的实验。在进行所述实验时，在腓肠肌的表面安装肌电位传感器，在施加支持力而有辅助的情况与不施加支持力的无辅助的情况之间比较了肌电位的检测波形。图11示出其结果。此外，针对将髋关节角度θ作为参照信号并将上述图7中的B点和C点设定为支持力的作用开始的定时的情况分别进行了实验。如图11所示，能够确认出通过施加支持力而在行走周期的20％～40％的区域中肌电位减小而发挥了有效的支持效果。
并且，由于辅助力传递带12为软质而能够变形，因此不会像以往的外骨骼式的辅助力传递装置那样给使用者带来过度的约束感，特别是在从横向推压等时的干扰输入时，也能够通过允许使用者的反射性且突发性的动作来实现避免跌倒的动作。
此外，从避免支持力的冲击性作用且减轻对使用者的约束的目的出发，期望将第一牵引带18的在力的传递方向上的弹性设定在0.3kgf/cm2～0.5kgf/cm2之间。由此，电动马达40的产生驱动力被充分地缓冲，从而能够避免对使用者的腿部作用过大的负荷，并且将充分允许使用者的反射性动作的程度的有效的助力传递到使用者的腿部，从而能够有效地辅助进行动作。
并且，第一牵引带18在与力的传递方向大致正交的方向上的变形受到限制，与第一牵引带18形成为一体的第一安装部14在周向上的伸缩(扩径变形或缩径变形)被抑制，从而提高了形状的稳定性。由此，在电动马达40所产生的拉伸力发挥作用时，第一安装部14不会脱离膝关节而被保持，从而助力被有效地传递到腿部。
另外，行走运动辅助器具10的助力在髋关节的弯曲运动时发挥作用，另一方面，在髋关节的伸展运动时被解除。由此，只要穿着行走运动辅助器具10，就能够对在起立状态下进行抵抗重力的运动所需要的髋关节的弯曲运动进行辅助，另一方面，在起立状态下通过重力作用来得到辅助的髋关节的伸展运动中避免助力作为阻力而发挥作用，从而能够实现顺畅的动作。因而，在重复进行髋关节的弯曲和伸展的行走动作等中，也不会妨碍动作，能够适时地提供需要的助力来适当地对动作进行辅助。
在本实施方式的行走运动辅助器具10中，根据由静电电容型传感器32检测髋关节角度的检测结果，参照存储在存储单元50中的控制用信号并由控制装置46自动地执行这种与使用者的动作状态相应的助力的产生，因此使用者也不需要进行麻烦的操作。另外，在本实施方式中，由于根据左右的髋关节角度来分别独立地执行针对左右腿部肌力的支持力的控制，因此例如即使在被什么绊倒等仅一条腿的髋关节角度发生大的变化的情况等下，也能够容易地实现根据所述一条腿的髋关节角度的检测值来发挥大的支持力等的控制。
并且，在本实施方式中，由于采用了静电电容型传感器32，因此针对温度变化的检测精度的下降小，并且针对温度变化的校正也容易，因此例如在由于伴随行走运动的使用者的体温变化等而温度变化大的情况下也能够稳定地得到准确的检测结果。除此之外，在静电电容型传感器32中，由于针对重复输入的检测精度的下降小，因此能够确保充分的耐久性，从而能够高精度地实现日常生活中的经常使用等。
另外，本实施方式中的辅助力传递部被设为由具有带形状的薄布形成的辅助力传递带12，由此被赋予足够的柔软性，与具有硬质的外骨骼的行走运动辅助器具相比，能够容易地穿脱。即，在将硬质的外骨骼安装于使用者的情况下，使用者需要与外骨骼的形状匹配地调节关节的弯曲角度，难以就座安装的情况也多。但是，本实施方式的行走运动辅助器具10由于将第一安装部14与第二安装部16连结的辅助力传递带12柔软且根据需要弯曲，因此如果使辅助力传递带12足够长，则无论使用者的关节的弯曲角度是什么样的程度，都能够使第一安装部14和第二安装部16分别安装在适当的位置上。并且，由于辅助力传递带12是柔软的，因此例如能够在使髋关节弯曲的就座姿势下分别安装第一安装部14和第二安装部16，能够以舒适的姿势进行穿脱作业。
并且，通过采用由薄片的带形状的布形成的辅助力传递带12，能够使行走运动辅助器具10的重量轻，即使是肌力下降的老年人等也能够容易地进行操作。并且，在本实施方式中，由于第一安装部14和第二安装部16也分别设为由布制成，因此使行走运动辅助器具10整体的重量更轻，能够实现包括穿脱作业等的处理性的进一步提高。
并且，通过设为辅助力传递带12由薄布制成，在安装状态下辅助力传递带12沿着使用者的身体表面的形状配设，并且沿着身体表面在厚度方向上容易地弯曲。因此，也能够在行走运动辅助器具10上再穿衣服，从而能够在日常生活中不显眼地、轻松地使用。
另外，通过将第一安装部14安装于膝关节，并且将第二安装部16安装于腰部，由此防止辅助力传递带12的长度变长至所需长度以上，实现行走运动辅助器具10的小型化，并且将助力有效地施加于腿部。大概是因为，当在大腿摆动时作为支点的髋关节(图8中的支点B)至作为作用点的第一和第二安装部14、16(分别为图8中的支点C、A)的分离距离变大时拉伸力所产生的支持力有效地作用于腿部。另外，在本实施方式中，由于辅助力传递带12的至少一部分具有弹性，因此能够不改变作为支点的髋关节至作为作用点的第一和第二安装部14、16的分离距离地使辅助力传递带12的长度(图8中的边AC)变大，从而除了拉伸力所产生的支持力以外，弹性恢复力也有效地作用于腿部。并且，通过将驱动装置38设置在行走时运动量少的腰部，能够减轻驱动装置38妨碍行走动作的情形。
以上详细记述了本发明的实施方式，但是本发明不限定于该具体的记载。例如，第一安装部也能够安装于膝关节的上方的大腿部，由此能够实现装置的更小型化。
另外，控制装置46、电源装置44等的安装位置不被限定，例如也能够通过作为利用通电用引线连接的独立结构而装在使用者的衣服的口袋里、挂在使用者的肩膀上等来进行安装。
并且，作为检测使用者的动作的关节角度传感器，不限定于静电电容型的传感器，例如也能够采用基于由于力的作用所引起的电阻值的变化来检测使用者的动作的电阻变化型传感器。如果采用这样的电阻变化型传感器，则能够使用直流电压进行测量，因此容易使测量电路简单化，容易实现小型化、成本的减少。并且，由于电阻值对于小的力的作用也灵敏地发生变化，因此从关节的细微运动至大运动能够大范围地进行检测。此外，作为电阻变化型传感器，例如优选采用日本特开2008-69313号公报等所示的具有柔软性的传感器。另外，也可以组合使用静电电容型传感器和电阻变化型传感器等组合使用结构或检测方法不同的多种传感器。
另外，例如还能够如图12所示那样将静电电容型传感器54安装在第一牵引带18的背面(与大腿的重叠面)来重叠安装在大腿前面，来检测伴随使髋关节弯曲时的大腿肌肉的变形产生的第一牵引带18与大腿之间的夹紧压力作为静电电容的变化。或者，如果例如图13所示那样采用从使用者的臀部向大腿扩展的静电电容型传感器56，则能够更直接地检测髋关节的屈伸。在这种情况下，行走运动辅助器具57构成为除了辅助力传递带12和第一、第二安装部14、16以外，还包括具备静电电容型传感器56的短裤(打底裤)状的传感器保持套装58，安装传感器保持套装58后安装辅助力传递带12和第一、第二安装部14、16。此外，图12、图13所示的静电电容型传感器54、56的基本结构也能够采用与实施方式所示的静电电容型传感器32相同的结构。另外，还能够将如图12、图13所示那样安装于大腿部的前面的静电电容型传感器54、安装于臀部的表面的静电电容型传感器56以其上下两端部分安装于使用者的身体表面等，例如利用伴随在迈出脚时发生拉伸变形且在蹬起脚时拉伸变形被缓和的情形所产生的应力变化，来检测髋关节的前后方向的摆动角。并且，作为关节角度传感器，也能够采用旋转编码器等的直接检测角度的传感器来直接检测髋关节角度。
另外，辅助力传递部并不限定于整体具有挠性(柔软性)，如果是局部，则也可以存在由金属、合成树脂等形成的硬质的部分。并且，既可以设为辅助力传递部整体能够在力的传递方向上发生弹性变形，也可以设为辅助力传递部局部地被允许在力的传递方向上发生弹性变形。
另外，在本发明的行走运动辅助器具中，通过对使用者施加阻力、即在抵抗行走运动辅助所需要的力的方向上作用的力，也能够获得肌力训练效果。具体地说，在关节角度传感器检测出髋关节的伸展运动、特别是在使前脚向后方移动时，以在与行走运动相反的方向、即使前脚向前方移动的方向上施加力的方式由控制单元49输出驱动控制信号。在本发明的行走运动辅助器具中，这样的阻力通过由电动马达40卷绕辅助力传递带12来施加于使用者。另外，也可以将助力和阻力组合来在使一条腿从后方向前方移动时施加助力、在使一条腿从前方向后方移动时施加阻力，无论哪一种方式都通过由电动马达40卷绕辅助力传递带12来实现。通过向使用者施加这样的阻力，能够使在行走时施加于使用者的负荷与通常行走相比增大，例如能够针对肌力下降的患者更有效地促进肌力的恢复。并且，在确认出肌力恢复时，通过使供电的大小阶段性地、或者逐渐变大来使施加于患者的负荷变大，由此能够进一步促进肌力恢复，从而期待改善、防止运动器官症候群等症状。
附图标记说明
10、57：行走运动辅助器具；12：辅助力传递带(辅助力传递部)；14：第一安装部；16：第二安装部；32、54、56：静电电容型传感器；40：电动马达(驱动源)；46：控制装置；49：控制单元；50：存储单元。

Claims (5)

1.一种行走运动辅助器具，其特征在于，
具备左右一对辅助构件，在该辅助构件中，针对具有柔软性的辅助力传递部的两端部分设置有第一安装部和第二安装部，并且设置有对该辅助力传递部施加拉伸力的驱动源，其中，该第一安装部用于安装于使用者的隔着髋关节的大腿部侧和腰部侧这两者中的大腿部侧，该第二安装部用于安装于上述腰部侧，另一方面，具有：
关节角度传感器，其检测该使用者的髋关节的前后方向的关节角度；
存储单元，其存储与用于与该使用者的髋关节的关节角度的变化相对应地驱动上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源的驱动定时信息和驱动输出信息有关的控制信息；以及
控制单元，其根据该存储单元中的该控制信息，对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源分别进行驱动控制，
其中，上述存储单元还存储用于使上述左右一对辅助构件中的上述辅助力传递部的有效长度与上述使用者的髋关节的关节角度的变化相对应地追随的挠曲防止控制信息，
上述控制单元根据该存储单元中存储的该挠曲防止控制信息对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源分别进行驱动控制，使得与该关节角度的变化相对应地使上述有效长度变更来将该辅助力传递部保持为固定的张力作用状态。
2.根据权利要求1所述的行走运动辅助器具，其特征在于，
针对上述左右一对辅助构件中的各上述驱动源相互独立地输出上述控制单元的驱动控制信号。
3.根据权利要求1或2所述的行走运动辅助器具，其特征在于，
上述存储单元中的上述驱动输出信息是与上述关节角度的变化相对应地使上述驱动源的输出变化的信息。
4.根据权利要求1或2所述的行走运动辅助器具，其特征在于，
上述关节角度传感器是针对左右腿分别检测上述使用者的大腿骨相对于髋骨的前后方向的倾斜角度的传感器。
5.根据权利要求1或2所述的行走运动辅助器具，其特征在于，
上述辅助力传递部的至少一部分能够在上述驱动源的拉伸力的作用方向上发生弹性变形。
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