CN105873555B - 关节运动辅助装置 - Google Patents

Abstract

提供一种能够高精度且稳定地施加与使用者的关节的动作对应的辅助力的新结构的运动辅助装置。在关节运动辅助装置(10)中，设置有(i)辅助力控制单元，其在辅助力进行作用时调节驱动单元(17)的输出水平，以使作用于辅助力传递部(12)的负荷成为辅助力的目标值；以及(ii)松弛防止控制单元，其在辅助力不进行作用时使驱动单元(17)工作来对辅助力传递部(12)施加偏置力，以消除辅助力传递部(12)的松弛，并且，设置有负荷传感器(34)，该负荷传感器(34)对作用于辅助力传递部(12)的拉伸方向的负荷进行检测，在辅助力控制单元和松弛防止控制单元中的至少一个单元中，基于负荷传感器(34)的检测值来对驱动单元(17)的工作进行反馈控制，以使作用于辅助力传递部(12)的负荷成为作为目标的辅助力或偏置力。

Description

关节运动辅助装置

技术领域

本发明涉及一种关节运动辅助装置，该关节运动辅助装置在使用者进行如行走那样的关节的周期性重复运动时能够不过度地约束安装有该关节运动辅助装置的使用者的动作地支持使用者的肌力。

背景技术

以往以来，为了支持丧失肌力的残疾人、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)所示那样的安装式的辅助装置。这些专利文献1、2所记载的以往构造的辅助装置是外骨骼型的辅助装置，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通过马达而被驱动，由此使用者的腿与外骨骼臂一起进行动作。

然而，在这种使用硬质的外骨骼的辅助装置中，当不与使用者的体格准确匹配或安装不适当时，存在运动时对使用者的关节等施加过度的力、强行的力的担忧。而且，当由于硬质的外骨骼约束使用者的关节的动作而例如存在横方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自发性反应进行防止跌倒的动作，从而导致跌倒。

因此，本申请的申请人首先在日本特开2013-208397号公报(专利文献3)中提出了一种以不过度地妨碍使用者通过肌力进行的自发性动作的方式支持动作的行走用的运动辅助器具。在所述运动辅助器具中，使用具有柔软性的辅助力传递部，在将该辅助力传递部的两端部分安装于使用者的隔着关节的两侧部位的状态下，能够在与使用者的关节角度相应的规定定时对辅助力传递部施加拉伸方向的辅助力。因此，通过使用这种运动辅助器具，例如能够在行走时进行抬起离地腿使之向前方摆出这样的肌力辅助。

但是，本发明人进行进一步研究，结果发现，在这种使用具有柔软性的辅助力传递部的专利文献3所记载的运动辅助器具中，在传递辅助力的辅助力传递部处会发生松弛、弯曲、延长等，因此与如前述的专利文献1、2所记载那样的通过硬质的外骨骼直接对使用者施加辅助力的辅助装置相比，难以高精度且稳定地施加与使用者的关节的动作对应的辅助力。

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2013-208397号公报

发明内容

发明要解决的问题

本发明是以上述状况为背景而完成的，其要解决的问题在于提供一种新的构造的运动辅助装置，该运动辅助装置在使用具有柔软性的辅助力传递部来对使用者的关节的动作施加支持力时能够高精度且稳定地施加与使用者的关节的动作对应的辅助力。

用于解决问题的方案

本发明的第一方式是一种关节运动辅助装置，该关节运动辅助装置具有：辅助力传递部，其具有柔软性；第一安装部，其设置于该辅助力传递部的一个端部，被安装在使用者的隔着关节的一个部位处；第二安装部，其设置于该辅助力传递部的另一个端部，被安装在使用者的隔着关节的另一个部位处；驱动单元，其对该辅助力传递部施加拉伸方向的辅助力；关节角度传感器，其对该使用者的该关节的弯曲角度进行检测；以及辅助定时的控制单元，其基于该关节角度传感器的检测值来决定该驱动单元的工作定时，该关节运动辅助装置的特征在于，设置有：(i)辅助力控制单元，其在所述辅助力进行作用时调节所述驱动单元的输出水平，以使作用于所述辅助力传递部的负荷成为所述辅助力的目标值；以及(ii)松弛防止控制单元，其在所述辅助力不进行作用时使所述驱动单元工作来对该辅助力传递部施加偏置力，以消除所述辅助力传递部的松弛，并且，该关节运动辅助装置设置有负荷传感器，该负荷传感器对作用于所述辅助力传递部的拉伸方向的负荷进行检测，在所述辅助力控制单元和所述松弛防止控制单元中的至少一个单元中，基于该负荷传感器的检测值来对所述驱动单元的工作进行反馈控制，以使作用于该辅助力传递部的负荷成为作为目标的所述辅助力或所述偏置力。

在设为依照第一方式的构造的关节运动辅助装置中，辅助力传递部具有柔软性而容许变形，由此不会如具有硬质的外骨骼的运动辅助器具那样过度地约束使用者的动作。因此，通过使用者的自发性动作，能够更有效地发挥肌力训练效果，并且例如在与辅助力的作用方向不同的方向上的外力等外部干扰进行作用的情况下也容许使用者的自发性动作，从而也能够实现穿着感的提高。

而且，在本方式的关节运动辅助装置中，通过负荷传感器来直接检测从辅助力传递部对使用者的关节的弯曲部分施加的辅助力。而且，使用该负荷传感器的检测值来对驱动单元进行反馈控制，因此有效地避免了由于具有柔软性的辅助力传递部处的松弛、弯曲、延伸等而引起的辅助力的控制误差，从而能够以高精度和高稳定性对使用者的关节部位施加作为目的的辅助力。

特别是在本方式中，期望在(i)辅助力进行作用时和(ii)辅助力不进行作用时这两方执行基于负荷传感器的检测值的驱动单元的反馈控制，但是仅在其中任一方执行所述反馈控制也能够实现作为目的的辅助力的精度、稳定性的提高的效果。

即，在不是硬质的外骨骼的挠性的辅助力传递部中，存在如下状况：由于发生松弛等，因此负荷传感器只能在特定条件下进行准确的状态检测等。因此，在采用了挠性的辅助力传递部的前述的本申请的申请人之前的申请、即专利文献3中作为实施方式而记载的运动辅助器具中，基于由关节的弯曲角度传感器检测出的关节角度，以前馈方式控制通过电动马达而被作用于辅助力传递部的辅助力。

在此，在本方式中，对于挠性的辅助力传递部组合采用了并不能检测松弛等的负荷传感器，并且，在辅助作用时或非辅助作用时，将由所述负荷传感器检测出的辅助力传递部在特定条件下的检测值与特定的反馈控制组合起来用作参照信号。

其结果，例如，(i)通过在辅助力进行作用时的反馈控制中采用该负荷传感器的检测值，能够直接高精度地控制对使用者的关节的弯曲部分施加的辅助力，另外，(ii)通过在辅助力不进行作用时的反馈控制中采用该负荷传感器的检测值，能够高精度地消除辅助力传递部的松弛以实现辅助力开始作用时的时间、辅助力的时间延迟所引起的工作误差的防止。

本发明的第二方式为，在第一方式所涉及的关节运动辅助装置中，所述辅助力传递部在长度方向上的至少一部分具有能够弹性变形的弹性部。

在本方式的关节运动辅助装置中，由驱动单元施加的拉伸驱动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，能够减少对于使用者的关节等的冲击性地施加的急剧的负荷、过大的负荷，从而能够进一步实现使用者的安全。

本发明的第三方式为，在第一方式或第二方式所涉及的关节运动辅助装置中，所述驱动单元具备编码器并且设置有牵引量控制单元，该编码器针对所述辅助力传递部检测拉伸方向的牵引量，该牵引量控制单元基于该编码器的检测值对该驱动单元进行工作控制来将该辅助力传递部的牵引量引导为目的值。

在本方式的关节运动辅助装置中，能够基于编码器的检测值来控制辅助力传递部的牵引量，因此通过与负荷传感器对辅助力的反馈控制适当进行组合，能够实现控制方式的自由化。例如，能够从通过辅助定时的控制单元开始驱动单元的工作起使驱动单元高速工作，直到达到规定的牵引量为止，由此使辅助力的上升相比于利用负荷传感器的反馈控制响应性良好地高速化，之后通过利用负荷传感器的反馈控制来高精度地管理辅助力等。另外，还能够在通过利用负荷传感器的反馈控制来管理辅助力的同时，通过基于编码器的检测值设定辅助力传递部的牵引量的最大值来防止超调所导致的过大的辅助力的作用、或者通过设定牵引量的容许范围来防止成为反馈控制发散等不稳定的状态于未然等。

本发明的第四方式为，在第一方式～第三方式中的任一个方式所涉及的关节运动辅助装置中，所述辅助力控制单元中的所述辅助力的目标值是以与所述关节的周期性弯曲运动对应的周期性波形来提供的。

在本方式的关节运动辅助装置中，能够容易且更稳定地施加能够高效地作用于关节的周期性弯曲运动的辅助力。所述关节的周期性弯曲运动例如可以是周期性地重复肘等特定的关节的弯曲的肌力训练运动等，但使左右髋关节交替地周期性地弯曲的行走运动也可以成为对象。

在对所述行走运动辅助装置应用本方式时，作为用于左腿和用于右腿的一对辅助构件，采用左右一对辅助力传递部，并采用对该左右的辅助力传递部分别施加辅助力的驱动单元和控制单元，所述辅助力传递部在两端部分设置有安装于隔着髋关节的大腿部侧的第一安装部和安装于隔着髋关节的腰部侧的第二安装部。而且，例如，按对从行走方向的后方向前方送出的离地腿辅助用于抬起所述离地腿的大腿部并向前方送出的肌力的定时和方向，对左右各腿部交替地施加辅助力。

此外，在这种行走运动辅助装置中，作为关节角度传感器，也能够使用检测使用者的左右大腿骨的前后方向上的相对开闭角度的传感器，但是优选采用按左右腿分别检测前后方向上的大腿骨相对于髋骨的倾斜角度的传感器。由此，能够按左右腿分别施加与髋关节的角度相应的支持力，因此，例如也能够在开始行走时对迈出的腿更迅速地施加支持力。另外，在因外部干扰导致仅一条腿突然需要大的支持力等情况下，进行对该一条腿解除支持力等迅速的应对也变得容易。

在此，本发明的第五方式为，在第一方式～第四方式中任一个方式所涉及的关节运动辅助装置中，所述关节角度传感器对所述使用者的髋关节的角度进行检测，并且，所述辅助力传递部按左腿用和右腿用而设置有一对，与该使用者的行走运动相对应地对左右腿部分别施加辅助力。

发明的效果

根据本发明，能够实现如下的运动辅助装置：不需要硬质的外骨骼，构造简单，容易制造，并且，不过度地约束使用者的动作地支持使用者进行行走等运动时的肌力，由此，例如容许使用者在受到外部干扰等时进行自发性的跌倒避免动作等，从而能够安全且有效地发挥肌力的训练效果。

而且，在本发明中，对于挠性的辅助力传递部组合采用了并不能检测松弛等的负荷传感器，在辅助作用时和非辅助作用时中的至少一方，以相分别的特定方式来执行基于负荷传感器的检测值的反馈控制，由此，能够通过挠性的辅助力传递部对使用者施加高精度且稳定的辅助力。

附图说明

图1是表示作为本发明的第一实施方式的关节运动辅助装置的主视图。

图2是图1所示的关节运动辅助装置的后视图。

图3是图1所示的关节运动辅助装置的侧视图。

图4是表示图2所示的关节运动辅助装置的后视图中驱动装置的内部构造的图。

图5是表示图1所示的关节运动辅助装置的硬件结构的概要的框图。

图6是用于以模型方式说明本实施方式的关节运动辅助装置对于行走运动的辅助力的作用的说明图。

图7是用于说明由本实施方式的关节运动辅助装置的辅助力传递带施加的辅助力的作用图案的曲线图。

图8是表示本实施方式的关节运动辅助装置中的辅助力传递带的伴随行走运动而发生的有效自由长度的变化的说明图。

图9是用于说明本实施方式的关节运动辅助装置中的工作控制的一个方式的控制流程图。

图10是一并表示由图9所示的工作控制而发挥的辅助力的实测结果(a)与比较例(b)的曲线图。

图11是表示对图1所示的关节运动辅助装置的肌力支持(辅助)的效果进行确认的实验结果的曲线图(a)和表(b)。

图12是表示作为本发明的第二实施方式的关节运动辅助装置的图，(a)是主视图，(b)是后视图，(c)是侧视图。

图13是表示作为本发明的其它实施方式的关节运动辅助装置的图，(a)是主视图，(b)是后视图，(c)是侧视图。

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中示出了作为依照本发明的关节运动辅助装置的第一实施方式的行走运动辅助装置10。行走运动辅助装置10辅助髋关节的屈伸，具有如下构造：在跨越髋关节地延伸的左右一对作为辅助力传递部的辅助力传递带12、12的两端部分分别设置有第一安装部14和第二安装部16，该第一安装部14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、第二安装部16以及一对作为驱动单元的电动马达17、17构成左右一对辅助构件。此外，在图1～3中，以使用者的安装状态图示出了行走运动辅助装置10，以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)，上下是指铅垂上下方向的图1中的上下。另外，在下面的说明中，“辅助力”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。

更详细地说，辅助力传递带12被设为将由挠性的带状体形成的第一牵引带18与第二牵引带20通过金属制的连结金属配件22彼此连结而成的构造。由这些第一牵引带18和第二牵引带20形成的结构部分均能够柔软地变形。

第一牵引带18由上下延伸的大致带状的布料等形成，被配设为在行走运动辅助装置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的材质优选为能够变形的软质的薄材料，考虑到触感、耐久性、透气性等，除了纺布、无纺布以外，还能够适当地采用皮革、橡胶片材、树脂片材等。特别优选的是，本实施方式的第一牵引带18能够在长度方向上发生弹性变形，期望的是，在长度方向上具有0.3kgf/cm²～0.5kgf/cm²左右的弹性，其中，该长度方向(图1中为上下方向)为后述的电动马达17所产生的拉伸力的作用方向。

另外，在第一牵引带18的上端安装有横长的大致矩形框形状的连结金属配件22，第一牵引带18经由连结金属配件22而与第二牵引带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使其中间部分穿过连结金属配件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也未必是伸缩性被抑制的材料，但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中的至少一方被设为弹性部、采用由如上述那样容许长度方向上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被设成用于保护膝关节的运动用支持件状，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，以通过面状搭扣、按扣、钩扣等将位置固定于膝关节部分的状态进行安装。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，期望考虑通过在第一安装部14上形成定位在使用者的膝盖处的贯通孔24来避免妨碍膝关节的屈伸。

另外，辅助力传递带12的第二牵引带20的两端部安装于第二安装部16。第二安装部16具有均安装于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的一个端部安装于传递带支撑带26，并且另一个端部安装于驱动装置支撑带28。此外，基于提高安装于使用者的状态下的匹配性能等目的，第二安装部16为具备传递带支撑带26和驱动装置支撑带28的构造，两个支撑带26、28在后面侧相互连结。但是，也能够以单一的安装带构造等来构成第二安装部16。

传递带支撑带26由伸缩性小的带状的布料形成，通过缠绕在使用者的腰部并将两端部通过面状搭扣、按扣、钩扣等进行连结，来而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安装于腰部的状态下，该一对引导金属配件30、30配置在腰部的左右两侧。而且，一对第二牵引带20、20各自的一个端部使用缝合、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。该一对第二牵引带20、20各自的另一个端部被配置成穿过一对引导金属配件30、30并绕到后面侧，如后所述那样分别被施加电动马达17、17的驱动力。

并且，在安装于使用者的状态下位于左大腿部和右大腿部的部分处分别设置有检测大腿部的倾斜角度来作为髋关节的弯曲角度的关节角度传感器32、32。该关节角度传感器32只要能够测量关节的弯曲角度即可，不对传感器的具体的种类、构造、安装位置等进行限定。例如，也能够采用静电电容型传感器，从腰部沿着大腿部的身体侧面进行配设，在该静电电容型传感器中，如前述的专利文献3所记载的那样在由介电性的弹性材料形成的电介质层的两面设置有由导电性的弹性材料形成的一对电极膜。

在本实施方式中，采用陀螺仪传感器来作为关节角度传感器32、32，该陀螺仪传感器例如固定安装并支撑于左右的各第一牵引带18、18。所述陀螺仪传感器通过检测大腿部的倾斜角度来检测髋关节相对于被保持为大致铅垂状态的腰部侧的髋骨的弯曲角度，能够采用公知的传感器来作为该陀螺仪传感器。

例如，作为用作所述关节角度传感器32的陀螺仪传感器，能够采用三轴角速度传感器等，该三轴角速度传感器是一般的MEMS(Micro Electro Mechanical System：微电子机械系统)传感器，能够检测绕正交的三个轴旋转的角速度。另外，也能够将加速度传感器与陀螺仪传感器一并安装在大腿部，通过对两个传感器的检测信号一并进行运算处理，能够实现检测精度的提高、信息的高级化。例如，也能够利用加速度传感器来适当校正陀螺仪传感器的倾斜方向的检测值中的基准方向，由此避免基准方向的误差的累积，另外，还能够针对由加速度传感器检测出的重力方向(铅垂方向)，通过运算装置对由陀螺仪传感器检测出的大腿部的角速度进行积分运算，由此以包括时间轴在内的四维数的方式求出大腿部的三维的倾斜方向。并且，还能够采用作为传感器融合算法的滤波单元等，以减少因陀螺仪传感器中的噪音等引起的检测误差。此外，陀螺仪传感器所需要的电源、运算装置等除了安装于驱动装置支撑带28以外，还可以安装于传递带支撑带26等。

并且，在辅助力传递带12上设置有负荷传感器34，该负荷传感器34直接检测在拉伸方向上作用的负荷(应力)。所述负荷传感器34除了安装于构成辅助力传递带12的第一牵引带18、第二牵引带20的长度方向上的中间部分以外，还能够安装于该第一牵引带18、第二牵引带20的长度方向上的端部处的与其它构件的安装部、连结部等。

关于所采用的负荷传感器34的种类，也是只要能够检测作用于辅助力传递带12的负荷即可，能够优选地采用通过负荷传感单元将负荷直接转换为电压值后输出的负荷传感器，除了采用磁致伸缩式、静电电容式、陀螺仪式、应变计式等负荷传感单元以外，还能够采用使用弹簧等弹性体的负荷传感器等。

此外，在对辅助力传递带12安装负荷传感器34时，除了以将作用于辅助力传递带12的全部的负荷输入到负荷传感器34的方式进行安装以外，还可以以将一部分负荷输入到负荷传感器34的方式进行安装。例如，作为前者的方式，还可以将辅助力传递带12的长度方向上的一部分置换为负荷传感器34等，来使对辅助力传递带12的拉伸方向力经由负荷传感器34而进行作用。另外，作为后者的方式，还可以将负荷传感器34固定在由能够伸缩的材质构成的辅助力传递带12的表面。

另外，也能够将负荷传感器34设置于对辅助力传递带12施加负荷的电动马达17，由此在输入侧检测对辅助力传递带12施加的拉伸方向的力。具体地说，例如还能够构成如下的负荷传感器34：在对电动马达17的供电电路中检测电流值，由此通过所述电流值来将对辅助力传递带12施加的拉伸力检测为电动马达17的驱动转矩。

另一方面，驱动装置支撑带28如图1～3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，通过缠绕在使用者的腰部并将两端部通过面状搭扣、按扣、钩扣等进行连结，而以位置大致固定的方式安装在使用者的腰部。另外，驱动装置支撑带28使其背面部分延伸至比正面部分靠下方的位置处而具有更大的面积，在该背面部分安装有驱动装置38。

驱动装置38如图4所示那样构成为包括：作为驱动源的左右一对电动马达17、17；由该一对电动马达17、17驱动而旋转的左右一对旋转轴42、42；对电动马达17、17供给电力的电池等电源装置44；以及基于关节角度传感器32、32的检测结果对电动马达17、17进行工作控制的控制装置46。

各电动马达17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，通过从电源装置44被通电而被驱动的电动马达17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是以容许周向上的旋转的方式被支撑的杆状构件，在其外周面上固定并缠绕有第二牵引带20的另一个端部。由此，第二牵引带20的另一个端部经由驱动装置38安装于驱动装置支撑带28，据此，辅助力传递带12跨越髋关节地配置。

而且，旋转轴42通过从电动马达17的驱动轴48施加的驱动力向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被卷绕于旋转轴42。由此，电动马达17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，作为拉伸力而施加于第一安装部14与第二安装部16之间。

此外，第二牵引带20以连结金属配件22为动滑轮而折回，因此施加于第二牵引带20的电动马达17的驱动力被增大并且拉伸方向被变换，沿第一牵引带18的长度方向进行作用。另外，作为电动马达17，采用具备作为编码器的旋转编码器50的伺服马达等，由此能够直接检测作为由电动马达17对辅助力传递带12施加的拉伸方向的牵引量的卷绕量。由此，能够设置牵引量控制单元，该牵引量控制单元基于旋转编码器50的检测值对电动马达17进行工作控制来将辅助力传递带12的牵引量控制为期望的值。而且，除了下面说明的利用拉伸力进行的控制以外，还一并采用利用卷绕量进行的控制，由此能够实现控制的可靠性的提高等。

另一方面，当旋转轴42通过电动马达17向周向另一个方向旋转时，旋转轴42对辅助力传递带12的卷绕被解除而辅助力传递带12被送出，第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力被解除。

但是，电动马达17的反转不是必须的，也可以停止向电动马达17的供电来释放电动马达17的输出轴，由此形成能够自由地容许辅助力传递带12的拉出的状态，从而解除第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力。据此，随着使用者利用肌力进行的动作，辅助力传递带12不会过度地松弛，也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来送出辅助力传递带12。

另外，通过控制装置46来控制从电源装置44向电动马达17的通电的有无、通电方向(驱动轴48的旋转方向)，由此执行电动马达17的控制。控制装置46基于关节角度传感器32的检测结果(输出信号)等来检测使用者的髋关节的弯曲运动和伸展运动等，根据检测出的髋关节的运动来控制向电动马达17的供电。由此，通过控制装置46来调节基于电动马达17的驱动力而施加于第一安装部14与第二安装部16之间的拉伸力。

在此，在本实施方式中，控制装置46一并具备以下三个控制单元，执行这三个控制。

(I)辅助定时控制单元，其在通过电动马达17的卷绕工作对辅助力传递带12施加拉伸力来使辅助行走时的腿部肌力的辅助力进行作用时，基于由关节角度传感器32检测出的髋关节的弯曲角度的值决定电动马达17的卷绕工作的开始定时来作为驱动单元的工作定时。

(II)辅助力控制单元，其在上述(I)所记载的辅助力进行作用时，基于负荷传感器34的检测值对电动马达17的输出水平进行反馈控制来调节该电动马达17的输出水平，以使作用于辅助力传递带12的负荷成为预先设定的辅助力的目标值。

(III)松弛防止控制单元，其在上述(I)所记载的辅助力不进行作用的非作用时，基于负荷传感器34的检测值对电动马达17的输出水平进行反馈控制来调节该电动马达17的输出水平，以使作用于辅助力传递带12的负荷成为预先设定成能够消除该辅助力传递带12的松弛的偏置力的目标值。

即，控制装置46对电动马达17、17的控制手段如下：将由关节角度传感器32检测出的左右的髋关节角度的检测值、由负荷传感器34检测出的左右的辅助力传递带12的拉伸负荷的检测值作为参照信号，以满足与预先设定的辅助定时、辅助力、偏置力对应的电动马达17、17的控制条件的方式执行从电源装置44向电动马达17、17的电力供给，该电源装置44由便携式电池等二次电池构成。

具体地说，例如如图5中示出硬件的功能框图那样，所述控制装置46构成为包括控制器52和驱动器54，该控制器52具备ROM、RAM等存储单元，该驱动器54按照来自所述控制器52的指令值从电源装置44向电动马达17、17供给电力。即，控制装置46预先存储有控制用程序，基于从左右的包括陀螺仪传感器的关节角度传感器32、32得到的关节角度的检测值和从左右的负荷传感器34、34得到的施加于辅助力传递带12的拉伸负荷的检测值，来实现前述的(I)辅助定时控制单元、(II)辅助力控制单元、(III)松弛防止控制单元各自的功能。此外，在本实施方式中，分别地控制向左右的电动马达17、17的供电控制，由此能够分别地独立地控制对左右腿施加的辅助力。

(I)辅助定时控制单元例如如下那样通过硬件和软件来构成。即，控制装置46按照预先存储在控制装置46的ROM、RAM中的辅助定时控制用的程序，将从左右的关节角度传感器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预先存储在存储单元(52)中的供电开始的髋关节角度的情况下，发出辅助开始的信号来开始从电源装置44向电动马达17供电。此外，辅助定时控制单元的控制例如以如下情况作为条件来执行：根据从左右的关节角度传感器32、32输出的髋关节角度以规定周期发生变化等情况，判定为处于行走状态。

(II)辅助力控制单元例如如下那样通过硬件和软件来构成。即，控制装置46按照预先存储在控制装置46的ROM、RAM中的辅助力控制用的程序，将作为左右的负荷传感器34、34的输出值而得到的拉伸负荷作为参照信号来控制从电源装置44向电动马达17的供电，以使所述拉伸负荷成为预先存储在存储单元(52)中的辅助用目标值。此外，关于辅助用目标值，例如期望以将辅助开始时作为起点、在规定时间内随时经过发生变化的图案来提供，能够设定为随时经过发生变化的映射数据、时间轴上的函数值等。另外，辅助力控制单元的控制例如以行走状态为前提、以由辅助定时控制单元发出了辅助开始的信号为条件来执行。

(III)松弛防止控制单元例如如下那样通过硬件和软件来构成。即，控制装置46按照预先存储在控制装置46的ROM、RAM中的松弛防止控制用的程序，将作为左右的负荷传感器34、34的输出值而得到的拉伸负荷作为参照信号来控制从电源装置44向电动马达17的供电，以使所述拉伸负荷成为预先存储在存储单元(52)中的松弛防止用目标值。此外，关于松弛防止用目标值，例如期望以在行走时不会使用者感到不自然的程度的大致固定的大小来提供。另外，松弛防止控制单元的控制例如以行走状态为前提、在从辅助力控制单元对拉伸负荷的控制结束的时间点起到由辅助定时控制单元发出下一个辅助开始的信号为止的期间内连续被执行。

而且，使用该(I)辅助定时控制单元、(II)辅助力控制单元、(III)松弛防止控制单元，通过控制装置46使电动马达17、17工作，由此在使用者进行行走运动时，使辅助力经过辅助力传递带12、12并作为绕髋关节的运动辅助力进行作用，从而进行行走辅助。特别是在本实施方式中，执行在行走时向前方摆出离地腿时的辅助作用。

即，人的行走如图6示出模型图那样通过将左右一对腿X、Y交替地向前方摆出来向前后周期性地移动来进行。在该行走动作中，为了维持克服因行走面的倾斜等产生的行走阻力来使重心向前方移动的运动能量，不仅需要提供通过接地的腿X的肌肉活动施与的体重支撑等的能量，对于从地面悬空的离地腿Y的运动也担负着重要的作用。具体地说，在行走时以如下的单腿站立的状态前进行走：向后方伸出的一条腿的指尖在比人的重心靠后方的位置处离开地面而该向后方伸出的一条腿成为离地腿Y，仅有向前方伸出的一条腿X接地。另一方面，从地面悬空的离地腿Y在行走时以向后方大幅伸出的状态从地面悬空，也利用作用于离地腿Y的重力并通过绕髋关节的摆动来从比人的重心靠后方的位置向前方摆出。利用该离地腿Y的摆出而进行的钟摆运动还作用为使重心向前方前进的运动能量而进行作用。

但是，若是由于年龄增长等而行走能力低的人，则步幅小且速度也慢，因此即使在所述离地腿Y在后方悬空时，也没有足够的重力进行作用，难以发挥利用离地腿Y的钟摆运动得到的效果。其结果，认为会发生以下情况：行走能力低的人无法进行顺畅的行走，行走本身变得痛苦而不再行走，因此导致加快腿肌力的进一步下降。在此，在本实施方式的行走运动辅助装置10中，通过在适当的定时对离地腿Y辅助地施加辅助力F来促进离地腿Y的钟摆运动，以支持离地腿Y的钟摆运动，由此使使用者的行走具有节奏并且高效化。特别是，由于对从地面悬空的离地腿Y施加辅助力F，因此能够以小的力使离地腿Y高效地进行变位运动来辅助行走，并且，接地来支撑体重的接地腿X积极使用使用者自身的肌力，由此肌力也能够被有效训练。

所述辅助力F是作为拉伸力而由电动马达17经过辅助力传递带12绕使用者的髋关节施加的，图7中示出了该作用力的随时间经过的图案的一例。即，在行走时通过关节角度传感器32来检测髋关节的周期性的变化图案，因此通过所述(I)辅助定时控制单元来决定辅助开始的定时，在从辅助开始时间点至辅助结束时间点的期间，适当地调节辅助力F的大小并将该辅助力F施加于离地腿Y。

此外，辅助结束时间点例如能够时间设定为从辅助开始时间点起经过预先设定的时间为止的期间，另外还能够设定为关节角度传感器32检测髋关节的检测值达到预先设定的角度值为止的期间等。另外，优选的是，从辅助开始时间点至辅助结束时间点的辅助力F的作用期间T一般被设定为从与行走时向后方伸出的腿离开地面而成为离地腿的时间点大致相同的时间点到稍早于向前方摆出后着地的期间、即比成为离地的离地腿的期间稍短的期间。

另外，期望的是，例如以如下方式设定作为目的的辅助力F的大小：在离地腿从后方向前方摆出的初始的定时发挥大的力，另一方面，在摆出到前方后、力逐渐变小以避免妨碍着地，从而能够避免在行走时抱有不自然感且能够高效地进行行走辅助。具体地说，能够适当地设定为具有山形的分布图，该山形的分布图的峰值位置处于辅助力F的作用期间T的相比于中央而言的前半部分。而且，作为目的的辅助力能够表示为与髋关节的从离地腿Y向接地腿X、或者从接地腿X向离地腿Y的周期性弯曲运动对应地以规定时间的间隔重复山形分布图的图案、即周期性的波形分布图。

而且，在本实施方式中，通过包括装备于辅助力传递带12的负荷传感单元的负荷传感器34来直接检测经过辅助力传递带12并施加于腿的辅助力F的大小，基于该检测值对电动马达17进行反馈控制以使辅助力F成为作为目的的辅助力F的大小。因此，能够高精度地发挥如图7所例示的作为目的的辅助力的大小。

另一方面，如图8中以模型的方式示出的那样，当将辅助力传递带12的上端部分相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的下端部分相对于使用者的安装位置设为支点C时，与跨接有辅助力传递带12的部分的长度相当的△ABC中的边AC的长度伴随行走时的髋关节的角度θ的变化而发生变化。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的一个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所穿过的引导金属配件30的大致中间位置。

因此，除了如上所述那样通过电动马达17对辅助力传递带12进行卷绕来对基于张力的辅助力进行作用控制的状况以外，当电动马达17不工作而辅助力传递带12以固定长度被放置时，辅助力传递带12会伴随行走而发生松弛、过度的拉伸。

因此，在本实施方式中，在辅助力不进行作用时，通过(III)松弛防止控制单元来控制电动马达17，由此保持对辅助力传递带12施加大致固定的小的拉伸力来作为松弛防止力的状态。在进行该松弛防止的控制时，将直接检测辅助力传递带12的拉伸应力的负荷传感器34的检测值作为参照信号来对电动马达17进行反馈控制，以使所述检测值成为作为目的的固定的拉伸力。

通过执行这种松弛防止控制，如图7所示那样，在除辅助力F的作用期间T以外的实质上整个期间内，规定的偏置力(小的拉伸力)作用于辅助力传递带12。而且，通过像这样始终防止辅助力传递带12的松弛，例如当在通过(I)辅助定时控制单元开始辅助的时间点使(II)辅助力控制单元所设定的辅助力F进行作用时，伴随电动马达17的工作，辅助力传递带12的拉伸力立即上升。因此，作为目的的辅助力几乎没有时间延迟地作用于离地腿，能够将辅助力按适于行走的图案高精度地施加于离地腿。

特别是在本方式中，在辅助力F进行作用时也通过(II)辅助力控制单元根据负荷传感器34的检测值来直接对辅助力传递带12的拉伸应力进行反馈控制，因此除了实现辅助力F在作用开始时的快速上升以外，还有效防止了辅助力F的不足或超调、以及发散等控制不良，能够一并实现向目标值的高精度的追随性。

附带地说，按照图9的表示一个控制方式的流程图来说明由本实施方式的行走运动辅助装置10进行的如上所述的行走辅助控制的整体流程。

首先，当在步骤S1中开始控制时，在步骤S2的初始化步骤中针对关节角度传感器32、负荷传感器34进行回归原点等传感器校正之后，在步骤S3中设定在为了防止松弛而进行对辅助力传递带12施加偏置力的控制时作为目标值的负荷传感器34的偏置力，并且在步骤S4中设定对行走时的肌力进行辅助的辅助力的图案(如图7所示的辅助力的大小的随时间经过的变化分布图)。

之后，在步骤S5以后，执行电动马达17的驱动控制来开始辅助工作。此外，下面的电动马达17的控制既可以按成为对象的左右腿中的每一方交替地实施，也可以按左右腿分别具备独立的控制系统。

即，在步骤S5中，进行以下信号处理等：从左右的关节角度传感器32、32获取左右腿的髋关节角度的检测值，并且从左右的负荷传感器34、34获取左右的辅助力传递带12、12的拉伸力的检测值，作为角度信号、辅助力信号存储在控制装置46的RAM中。在接下来的步骤S6中，基于通过步骤S5得到的左右的关节角度传感器32、32的检测结果来检测左右腿的髋关节角度的周期性变化，掌握穿着者的当前状态。

然后，在步骤S7中判定穿着者的当前状态是否为行走状态，当判断为不是行走状态时，在步骤S8中将通过所述步骤S3设定的偏置力设定为控制目标值，之后执行步骤S9，将负荷传感器34的检测值作为参照信号来对电动马达17进行工作控制，以使所述控制目标值成为辅助力传递带12的拉伸力，由此在辅助力传递带12处施加固定的松弛防止力(偏置力)。

另外，在步骤S10中，在根据来自将从电源的供电切断的开关等的输入而判定为辅助控制工作结束之前的期间，以规定间隔重复地执行上述步骤S5～S9的控制，由此在开始行走之前的期间保持施加上述固定的松弛防止力的状态。

另一方面，当在步骤S7中判定为穿着者的当前状态为行走状态时，进入步骤S11，基于由关节角度传感器32检测出的髋关节的角度的检测值来判定是否处于辅助力的作用期间T(参照图7)。而且，当判定为不处于辅助力的作用期间T时，在步骤S12中判定由关节角度传感器32检测出的髋关节的角度是否达到预先设定的辅助开始的角度值。

在判定为髋关节的角度检测值尚未达到辅助开始点的情况下，进入步骤S8，返回到用于产生所述松弛防止力(偏置力)的控制循环。

与此相对，当在所述步骤S11中判定为处于辅助力的作用期间T(参照图7)且辅助力正在进行作用时，进入步骤S13，判定是否为辅助力的作用期间T的结束前。此外，辅助力的作用期间T的结束能够根据通过所述步骤S4输入的例如从辅助开始时间点至辅助结束的时间数据、判定为辅助结束的髋关节角度的值等来判定。

然后，在步骤S13中判定为辅助期间T的结束前的情况下、以及在所述步骤S12中判定为辅助期间T已开始的情况下，进入步骤S14，进行辅助力的产生控制。在该情况下，首先，在步骤S14中利用通过所述步骤S4输入的辅助力的图案求出并决定当前时间点下的辅助力，将该辅助力设定为目标值。之后，进入步骤S9，将负荷传感器34的检测值作为参照信号来对电动马达17进行工作控制，以使所述控制目标值成为辅助力传递带12的拉伸力，由此在辅助力传递带12处施加辅助力。

而且，在通过步骤S10判定为辅助控制工作结束之前的期间，以规定间隔重复地执行包括所述步骤S11～S14的控制，由此在辅助期间T的期间按预先设定的辅助力的图案来执行辅助力的控制。此外，在步骤S13中判定为辅助期间T结束的情况下，与在步骤S12中判定为尚未达到辅助开始点的情况同样地，进入步骤S8，返回到用于产生上述的松弛防止力(偏置力)的控制循环。

如上所述，通过电动马达17的反馈控制对偏置力和辅助力进行的控制工作持续到通过步骤S10判定为辅助控制工作结束而到达步骤S15以结束为止。

当穿着如上所述的本实施方式的行走运动辅助装置10时，弯曲髋关节时所需要的力的一部分由辅助力来补充，该辅助力是基于电动马达17的产生力而作为辅助力传递带12、12的拉伸力施加于使用者的腿的力。因此，例如在行走时进行弯曲髋关节来将后脚向前方移动的动作时，能够通过小的肌力来进行作为目的的动作，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的的行走动作，从而能够防止使用者的活动受到限制。

另外，在将电动马达17的产生驱动力作为辅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被设为具有挠性，更优选的是能够在力的传递方向上发生弹性变形。由此，电动马达17的产生驱动力通过第一牵引带18的挠性变形、弹性而被缓和后被施加于使用者的腿部。因此，与电动马达17的产生驱动力通过包括刚性的骨骼构造的传递系统而被直接传递的情况相比，对使用者的关节等作用的负荷能够减轻，从而能够防止发生肌肉受损等问题。

附带地说，进行了将设为依照本实施方式的构造的行走运动辅助器具10实际安装于健康人来支持行走的实验，并进行了(1)电动马达17的反馈控制对辅助力的控制精度的确认和(2)行走的支持效果的确认。

首先，通过检测拉伸力来评价(1)，该拉伸力是在将山形的目标值分布图设定为辅助力F的图案来对行走方式不同的三个人执行控制的情况下由负荷传感器34检测出的拉伸力。如图10的(a)所示可知，在具有图9所示的反馈控制系统的本实施例中，在任意事例中均稳定地发挥了作为目标的辅助力。另一方面，在不具备反馈控制系统而进行前馈控制的比较例中，如图10的(b)所示，难以稳定地得到目标的辅助力，难以充分得到作为目的的行走辅助的效果。

另外，通过将具备在(1)的实验中采用的实施例和比较例的各控制系统的行走运动辅助装置安装于使用者并测定在相同的条件下进行规定时间的行走时的氧消耗量，来进行(2)。如图11的(a)、(b)所示可知，在具有图9所示的反馈控制系统的本实施例中，穿着状态下的氧消耗量相比于不具备所述反馈控制系统的比较例中的穿着状态下的氧消耗量而言受到了抑制，进一步有效地发挥了对行走运动的支持功能。

接着，图12的(a)～(c)中示出了作为依照本发明的关节运动辅助装置的第二实施方式的行走运动辅助装置56。在本实施方式中，作为辅助力传递部的辅助力传递带58被设为在使用者的左右大腿骨各自的前方以跨越髋关节的方式沿大致上下方向直线形地延伸的构造。而且，左右的各辅助力传递带58的下端部被安装于第一安装部60，并且左右的各辅助力传递带58的上端部被安装于第二安装部62，该第一安装部60安装于使用者的大腿部侧，该第二安装部62安装于使用者的腰部侧。此外，在下面的说明中，在图中对与所述第一实施方式实质上相同的构件或者部位标注与所述第一实施方式相同的标记，由此省略详细的说明。

即，在所述第一实施方式中，由通过连结金属配件22相互连结的第一牵引带18和第二牵引带20来构成辅助力传递带12。与此相对，本实施方式中的辅助力传递带58、58构成为具有直线形延伸的实质上为单条带的带构造。

此外，第一安装部60与所述第一实施方式中的第一安装部(14)同样地，呈在大腿部的下端侧以缠绕在膝关节附近的方式安装的带状。另一方面，在所述第一实施方式中，第二安装部16被设为传递带支撑带26和驱动装置支撑带28这样的分割构造，但是本实施方式中的第二安装部62被设为以缠绕在腰部附近的方式安装的一个带构造。

而且，像这样设为规定长度的带状的第一安装部60和第二安装部62被缠绕于使用者并通过面状搭扣等而被固定，由此实质上以位置固定在使用者的膝部附近和腰部附近的方式被安装。

并且，配置于左右大腿部的前方的辅助力传递带58、58的下端部分别通过粘接、焊接、缝合等固定于左右的第一安装部60、60，或者通过与左右的第一安装部60、60一体形成来安装于该第一安装部60、60。而且，第一安装部60被配置成在穿着于使用者的状态下在身体前面从膝附近向上方延伸。

另一方面，在第二安装部62中，在穿着于使用者的状态下在身体前面位于左右腿的髋关节各自的上方的部位处固定安装有作为驱动单元的左右一对电动马达64、64。另外，该电动马达64、64中分别设置有被施加旋转力的旋转轴，该旋转轴沿大致水平方向延伸。而且，辅助力传递带58、58的上端部被固定缠绕在各旋转轴上。而且，通过对旋转轴施加电动马达64的旋转驱动力，辅助力传递带58的上端被卷绕，辅助力传递带58的有效长度缩短，由此拉伸方向的外力经过辅助力传递带58并被施加于第一安装部60。

此外，用于控制对电动马达64、64的供电来控制通过辅助力传递带58施加于使用者的辅助力的电源装置44和控制装置46与所述第一实施方式同样地设置于第二安装部62的背面侧。

另外，在左右的辅助力传递带58、58上，分别安装有位于长度方向上的中间部分的负荷传感器34、34。所述负荷传感器34例如插入安装于辅助力传递带58的分断位置处，将辅助力传递带58的分断部经由负荷传感器34相连结，由此，对辅助力传递带58施加的全部的拉伸负荷均被施加于负荷传感器34。此外，也可以在辅助力传递带58的表面粘贴负荷传感器34或仅使辅助力传递带58的宽度方向上的一部分分断并在此处插入安装负荷传感器34，由此，对辅助力传递带58施加的拉伸负荷的一部分被施加于负荷传感器34，只要能够通过负荷传感器34来检测在行走等时作用于辅助力传递带58的拉伸负荷的变化量即可。

并且，在本实施方式中，在安装关节角度传感器32、32时，采用了与辅助力传递带58、58独立的固定带66、66。即，采用固定安装于使用者的大腿部的固定带66，将关节角度传感器32安装并支撑于所述固定带66，由此将关节角度传感器32固定安装于大腿部的后面侧。此外，作为固定带66，能够采用利用橡胶等的弹性的缠绕带、利用面状搭扣的紧固带等适当的安装构造。另外，关于关节角度传感器32的安装位置，只要能够检测大腿部的倾斜角度即可，能够在不妨碍使用者的动作、辅助力传递带58的工作等的范围内任意地设定。

在这种本实施方式的行走运动辅助装置56中，也与所述第一实施方式中的行走运动辅助装置10同样地工作，能够发挥同样的效果。特别是，与所述第一实施方式相比，辅助力传递带58、58被设为单条带的带构造，因此相比于第一实施方式实现了辅助力传递带相对于电动马达的拉伸驱动的阻力的减少等，能够使电动马达64、64的旋转驱动力作为大腿部伴随行走向前后方向进行摆动式移动时的辅助力来更高效地进行作用。

另外，与所述实施方式相比，经过辅助力传递带58、58施加拉伸力时的电动马达对带的卷绕量也能够减少，因此还能够通过电动马达64来更直接地控制经由辅助力传递带58施加的辅助力、偏置力。

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比膝关节靠上方的大腿部，由此能够实现装置的小型化。但是，本发明的关节运动辅助装置不限定于绕髋关节的运动辅助，还能够应用于例如绕肘、肩等关节的运动辅助。具体地说，例如在使用者进行俯卧撑、肩转动等伴随关节的周期性的弯曲的康复运动的情况下，能够与行走同样地施加辅助力来进行运动辅助。

另外，控制装置、电源装置等的安装位置不受限定，例如也能够通过作为利用通电用引线连接的独立构造而装在使用者的衣服口袋里、挂在使用者的肩膀上等来进行安装。在对使用步行机等而不移动位置的运动施加辅助力的情况下，也能够从设置电池、家庭用电源的插座等进行供电。

并且，辅助力传递部并不限定于整体具有挠性(柔软性)，局部具有挠性(柔软性)即可，也可以存在由金属、合成树脂等形成的硬质的部分。并且，在对辅助力传递部赋予弹性时也是，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容许在力的传递方向上发生弹性变形。

另外，关节角度传感器的安装位置只要是能够测定成为对象的关节的弯曲角度的位置即可，没有特别限定。即，不需要如所述第二实施方式那样将关节角度传感器安装于大腿部的后侧，例如也可以如图13的(a)～(c)所示那样，将陀螺仪传感器等关节角度传感器32、32安装于使用者的大腿部的前面侧的下端附近等任意的位置。另外，还能够如图13的(a)～(c)所示那样，不采用如第二实施方式那样的特别的固定带，而是将关节角度传感器32例如安装于第一安装部60等。但是，在将关节角度传感器32安装于辅助力传递带58的情况下，不与大腿部的倾斜角度高精度地一致，因此期望的是，安装于如与第一安装部60的固定端那样同大腿部大致相等程度地倾斜的部位，由此减少髋关节的弯曲角度的测定误差。

附图标记说明

10、56：行走运动辅助装置(关节运动辅助装置)；12、58：辅助力传递带(辅助力传递部)；14、60：第一安装部；16、62：第二安装部；17、64：电动马达(驱动单元)；32：关节角度传感器；34：负荷传感器；50：旋转编码器(编码器)。

Claims (5)

1.一种关节运动辅助装置(10，56)，具有：辅助力传递部(12，58)，其具有柔软性；第一安装部(14，60)，其设置于该辅助力传递部(12，58)的一个端部，被安装在使用者的隔着关节的一个部位处；第二安装部(16，62)，其设置于该辅助力传递部(12，58)的另一个端部，被安装在使用者的隔着关节的另一个部位处；驱动单元(17，64)，其对该辅助力传递部(12，58)施加拉伸方向的辅助力；关节角度传感器(32)，其对该使用者的该关节的弯曲角度进行检测；以及辅助定时的控制单元，其基于该关节角度传感器(32)的检测值来决定该驱动单元(17，64)的工作定时，该关节运动辅助装置(10，56)的特征在于，

设置有：(i)辅助力控制单元，其在所述辅助定时的控制单元进行控制且所述辅助力进行作用时调节所述驱动单元(17，64)的输出水平，以使作用于所述辅助力传递部(12，58)的负荷成为所述辅助力的目标值；以及(ii)松弛防止控制单元，其在所述辅助定时的控制单元进行控制且所述辅助力不进行作用时使所述驱动单元(17，64)工作来对该辅助力传递部(12，58)施加偏置力，以消除所述辅助力传递部(12，58)的松弛，

并且，该关节运动辅助装置(10，56)设置有负荷传感器(34)，该负荷传感器(34)对作用于所述辅助力传递部(12，58)的拉伸方向的负荷进行检测，

在行走状态时，在所述辅助力控制单元中，基于所述关节角度传感器的检测结果来判定是否处于辅助力的作用期间，在判定为不处于辅助力的作用期间且所述关节角度传感器的检测结果达到预先设定的辅助开始的角度时，进行辅助力的产生控制，并且基于该负荷传感器(34)的检测值来对所述驱动单元(17，64)的工作进行反馈控制，以使作用于该辅助力传递部(12，58)的负荷成为预先设定的所述辅助力的目标值，

在非行走状态时，在所述松弛防止控制单元中，基于该负荷传感器(34)的检测值来对所述驱动单元(17，64)的工作进行反馈控制，以使作用于该辅助力传递部(12，58)的负荷成为预先设定的所述偏置力的目标值，

所述松弛防止控制单元的控制在从所述辅助力控制单元对拉伸负荷的控制结束的时间点起到由所述辅助定时的控制单元发出下一个辅助开始的信号为止的期间内连续被执行。

2.根据权利要求1所述的关节运动辅助装置(10，56)，其特征在于，

所述辅助力传递部(12，58)在长度方向上的至少一部分具有能够弹性变形的弹性部。

3.根据权利要求1或者2所述的关节运动辅助装置(10，56)，其特征在于，

所述驱动单元(17，64)具备编码器(50)并且设置有牵引量控制单元，该编码器(50)针对所述辅助力传递部(12，58)检测拉伸方向的牵引量，该牵引量控制单元基于该编码器(50)的检测值对该驱动单元(17，64)进行工作控制来将该辅助力传递部(12，58)的牵引量引导为目的值。

4.根据权利要求1或者2所述的关节运动辅助装置(10，56)，其特征在于，

所述辅助力控制单元中的所述辅助力的目标值被设定为具有山形的分布图且以规定时间的间隔重复该山形的分布图，该山形的分布图的峰值位置处于辅助力的作用期间的相比于中央而言的前半部分。

5.根据权利要求1或者2所述的关节运动辅助装置(10，56)，其特征在于，

所述关节角度传感器(32)对所述使用者的髋关节的角度进行检测，并且，所述辅助力传递部(12，58)按左腿用和右腿用而设置有一对，与该使用者的行走运动对应地对左右腿部分别施加辅助力。

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