JP2006204426A - 装着式動作補助装置及び制御用プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】 装着者の個人差や体調等の変動要因によらず、制御方法に応じた効果を発揮することのできる装着式動作補助装置及び制御用プログラムを提供することを解決すべき課題とする。
【解決手段】 動作補助装置１０では、装着者１２に装着された状態において当該装着者１２固有の動力学パラメータをパラメータ同定部１６０により同定し、該同定した動力学パラメータを代入した運動方程式に基づき制御装置１００により駆動源１４０を制御するように構成してあるため、装着者１２の個人差や体調等の変動要因によらず、制御装置１００に適用される制御方法に応じた効果を発揮することができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は装着式動作補助装置に係り、特に装着者の動作を補助或いは代行する装着式動作補助装置及び制御用プログラムの改良に関する。

筋力が失われた身体障害者或いは筋力が衰えた高齢者にとっては、健常者であれば簡単に行える動作でも非常に困難である場合が多い。このため、今日では、これらの人達の動作を補助或いは代行するために、種々のパワーアシスト装置の開発が進められている。

これらのパワーアシスト装置としては、例えば、利用者（以下「装着者」という）に装着される装着式動作補助装置（以下、単に「動作補助装置」という）がある。この種の動作補助装置としては、装着者の筋活動に伴う筋電位信号を検出する筋電位センサ（生体信号検出手段）と、装着者の各関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、装着者にアシスト力としてのトルクを付与する駆動モータ等の駆動源と、当該駆動源を制御する制御手段とを備えたものが開発されつつある（例えば、非特許文献１）。

この動作補助装置では、筋電位センサによる検出結果と関節角度検出手段による検出結果とに基づいて制御手段が駆動モータを適宜制御することにより、装着者の意思に応じかつ現動作に適したトルクを当該装着者に付与可能であり、その実現が期待されている。
Takao Nakai, Suwoong Lee, Hiroaki Kawamoto and Yoshiyuki Sankai, "Development of Power Assistive Leg for Walking Aid using EMG and Linux," Second Asian Symposium on Industrial Automation and Robotics, BITECH, Bangkok, Thailand, May 17-18, 2001

ところで、上述した動力補助装置では、初めて当該装着者に装着させて初期設定を行なうときには動力補助装置自身の動力学パラメータ、例えば重量、慣性モーメント及び粘性係数が既知の値であるにも拘わらず、装着者の動力学パラメータが個人差等の変動要因により未知の値であるため、アシスト力としてのトルクが初期設定時の動力学パラメータに基づいて発生されることになり、装着者によっては十分な効果が得られないおそれがある。

また、身体障害者の機能回復訓練や筋力が衰えた人の歩行訓練などを行なう施設等で複数の装着者に対して１台の動力補助装置を交代で装着させるような場合には、例えば、制御系設定時に想定した装着者の体格と実際に装着される各装着者の体格とが大きく相違することがある。このような場合には、装着者の動力学パラメータの設定値と実際の値とが不整合となり、本来適切なはずのアシスト力が装着者によっては過小或いは過剰となる虞れがある。

こうした不具合は、装着者毎に専用の動力補助装置を用意すれば、容易に解消できるように思われるかもしれない。しかしながら、解剖等の物理的なダメージを与えることなく装着者の動力学パラメータを同定することは極めて困難であり、しかも、同一の装着者であっても体調や着衣等の変動要因により動力学パラメータが変動する虞れがあるため、失当といわざるを得ない。従って、上述した動力補助装置では、各種の制御方法を駆使し、装着者の意思に応じかつ現動作に適したトルクを当該装着者に付与しようとしても、十分な効果を得られないケースが生じるという問題がある。

そこで、本発明は、上記実情に鑑みて、装着者の個人差や体調等の変動要因によらず、制御方法に応じた効果を発揮することのできる装着式動作補助装置及び制御用プログラムを提供することを目的とする。

本発明は上記課題を解決するため、以下のような手段を有する。

上記請求項１記載の発明は、装着者からの生体信号を検出する生体信号検出手段と、装着者の各関節を回転軸として作用するトルクを当該装着者に対して付与する駆動源を有した動作補助装着具と、前記生体信号検出手段により検出された生体信号に応じたトルクを発生するように前記駆動源を制御する制御手段とを有する装着式動作補助装置において、前記駆動源が発生した駆動トルクを推定する駆動トルク推定手段と、前記関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルクおよび前記関節角度検出手段により検出された角変位を、装着者固有の動力学パラメータを含んでなる系全体の運動方程式に代入することにより、当該動力学パラメータを同定するパラメータ同定手段とを備え、前記制御手段は、前記パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを代入した前記運動方程式に基づき、所定の制御方法に従って前記駆動源を制御することを特徴とする。

請求項２記載の発明は、装着者からの生体信号を検出する生体信号検出手段と、装着者の関節を回転軸として作用するトルクを当該装着者に対して付与する駆動源を有した動作補助装着具と、前記生体信号検出手段により検出された生体信号に応じたトルクを発生するように前記駆動源を制御する制御手段とを有する装着式動作補助装置において、前記駆動源が発生した駆動トルクを推定する駆動トルク推定手段と、前記関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、前記駆動源が発生した駆動トルクと装着者の筋力による筋トルクとが合成された関節トルクを推定する関節トルク推定手段と、前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルクと前記関節トルク推定手段により推定された関節トルクとの関係に基づき、装着者が発生した筋トルク或いは筋力を推定する筋トルク推定手段と、前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルク、前記関節角度検出手段により検出された角変位および前記筋トルク推定手段により推定された筋トルクを、装着者固有の動力学パラメータを含んでなる系全体の運動方程式に代入することにより、当該動力学パラメータを同定するパラメータ同定手段とを備え、前記制御手段は、前記パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを代入した前記運動方程式に基づき、所定の制御方法に従って前記駆動源を制御すことを特徴とする。

請求項３記載の発明は、前記生体信号検出手段により検出された生体信号と、前記筋トルク推定手段により推定された筋トルク或いは筋力との対応関係が予め設定されたものとなるように、両者間のゲインを調整するキャリブレーション手段をさらに備えたことを特徴とする。

請求項４記載の発明は、前記生体信号検出手段が、装着者の皮膚上に貼り付けられた状態で使用され、当該装着者の筋電位を前記生体信号として検出することを特徴とする。

請求項５記載の発明は、前記動作補助装着具が、腰ベルトと、該腰ベルトの右側部から下方に設けられた右脚補助部と、前記腰ベルトの左側部から下方に設けられた左脚補助部と、を有しており、前記右脚補助部及び左脚補助部は、前記腰ベルトを支持するように下方に延在する第1フレームと、該第1フレームより下方に延在する第２フレームと、該第２フレームより下方に延在する第３フレームと、該第３フレームの下端に設けられ、装着者の脚の裏が載置される第４フレームと、前記第1フレームの下端と前記第２フレームの上端との間に介在する第1関節と、前記第２フレームの下端と前記第３フレームの上端との間に介在する第２関節と、を有することを特徴とすることを特徴とする。

請求項６記載の発明は、前記第1関節が、装着者の股関節と一致する高さ位置に設けられるとともに、前記第２フレームを回動させるように駆動力を伝達する第１の駆動源と、装着者の股関節の角変位を検出する第１の関節角度検出手段とを有し、前記第２関節が、装着者の膝関節と一致する高さ位置に設けられるとともに、前記第３フレームを回動させるように駆動力を伝達する第２の駆動源と、装着者の膝関節の角変位を検出する第２の関節角度検出手段とを有することを特徴とする。

請求項７記載の発明は、前記制御手段が、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いた重力補償及び慣性補償のうち少なくとも何れか一方の補償を行う制御方法に従うことを特徴とする。

請求項８記載の発明は、前記制御手段が、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いたインピーダンス制御方法に従うことを特徴とする。

請求項９記載の発明は、前記請求項７または８に記載された制御方法を、前記制御手段としてのコンピュータに実行させることを特徴とする制御用プログラムである。

本発明によれば、装着者に装着された状態において当該装着者固有の動力学パラメータをパラメータ同定手段により同定し、該同定した動力学パラメータを代入した運動方程式に基づき制御手段により駆動源を制御することができるため、装着者の個人差や体調等の変動要因によらず、前記制御手段が用いる制御方法に応じた効果を発揮することができる。

また、本発明によれば、筋トルク推定手段により推定された筋トルク或いは筋力をも代入した運動方程式に基づき制御手段により駆動源を制御することができるため、装着者から筋力が発生している状態においても動力学パラメータを同定することができ、前記動力学パラメータを同定するための待ち時間を装着者に要することなく、上記の効果を発揮することができる。

また、本発明によれば、生体信号検出手段により検出された生体信号と、筋トルク推定手段により検出された筋トルク或いは筋力との対応関係が予め設定されたものとなるように、両者間のゲインを調整するキャリブレーション手段をさらに備えるため、前記生体信号検出手段からの検出結果に感度不良や感度過剰が生じる事態を未然に防止することができる。この結果、装着者の動力学パラメータの同定精度が低下する事態を防止できるとともに、駆動源が発生するアシスト力が過小或いは過大となる事態をも防止することができる。

また、本発明によれば、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いた重力補償及び慣性補償のうち少なくとも何れか一方の補償を行う制御手段を備えるので、動作補助装置自体の重さが装着者に負担となる事態や、動作時において動作補助装置自体の慣性が装着者に違和感を与える事態を抑えることができる。

また、本発明によれば、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いたインピーダンス制御方法に従う制御手段を備えるので、例えば見かけ上の慣性や粘性等を小さくして軽やかな動作を実現するといったインピーダンス制御特有の効果を奏することが可能になる。

以下、図面と共に本発明の一実施例について説明する。

図１は本発明にかかる装着式動作補助装置の一実施例に適用された制御系システムを示すブロック図である。
図１に示されるように、動作補助装置１０は、装着者１２に対してアシスト力を付与する駆動源１４０と、装着者１２の各関節の角変位θを検出する関節角度検出手段１４２と、装着者１２が発生する筋力に応じた筋電位（生体信号）を検出する生体信号検出手段１４４と、動作補助装置１０に作用する相対力（ΔF）を検出する相対力検出手段１４６を備えている。ここでいうアシスト力は、動作補助装着具１８（図２、図３を参照）における各関節（装着者１２の膝関節及び股関節のそれぞれに相当）を回転軸として作用するトルクを生ずる力であり、アシストトルクともいえるものである。また、相対力検出手段１４６は、動作補助装着具１８のフレームに作用する力、つまり駆動源１４０の発生する力と装着者１２の筋力との関係で相対的に定まる力を検出するものである。

また、動作補助装置１０は、電力増幅手段１４１を通じて駆動源１４０を駆動制御する制御装置１００を備えている。制御装置１００は、駆動トルク推定手段１５０、関節トルク推定手段１５２、筋トルク推定手段１５３、データ入力部１５４、データ格納部１５６、キャリブレーション部１５８、パラメータ同定部（パラメータ同定手段）１６０、制御部２００及びデータ出力部１６２を備えている。

駆動トルク推定手段１５０は、駆動源１４０が発生した駆動トルクTeを推定するもので、例えば、駆動源１４０に供給される電流値を検出し、この電流値を駆動源１４０に固有となるトルク定数に乗じることによって駆動トルク（Te）の推定を行うものを適用することができる。関節トルク推定手段１５２は、相対力検出手段１４６により検出された相対力（ΔF）に応じた、装着者１２の各関節回りの関節トルク（ΔT）を推定するものである。筋トルク推定手段１５３は、駆動トルク推定手段１５０により推定された駆動トルク（Te）と、関節トルク推定手段１５２により推定された関節トルク（ΔT）とに基づき、装着者１２の筋力による筋トルク（ΔTｍ）を推定するものである（図８（ａ）参照）。

データ入力部１５４は、動作補助装置１０における各種検出手段からの検出データや各種推定手段からの推定データの入力インターフェイスとなるものである。データ格納部１５６には、制御装置１００における種々の演算処理を行う上で必要となるデータが格納してある。キャリブレーション部１５８は、データ入力部１５４からの筋電位（EMG）及び筋力推定値（Ｆ’）と、データ格納部１５６からの所定の設定ゲイン（Gs）とを読み取り、筋電位（EMG）及び筋力推定値（Ｆ’）の対応関係が設定ゲイン（Gs）となるように両者間のゲインを調整可能に構成してある。

パラメータ同定部１６０は、データ格納部１５６から読み取った後述の運動方程式データ（Mi）及び既知パラメータ（Pk）を用いて対象となる運動方程式を演算環境上に構成し、かつ、当該運動方程式にデータ入力部１５４からの駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）、及び関節角度θを代入可能に構成してある。また、パラメータ同定部１６０は、詳細は後述するが、対象となる運動方程式にデータ入力部１５４からのデータを代入することにより、当該運動方程式において未定となる動力学パラメータを同定することが可能である。

制御部２００は、データ格納部１５６からの後述の制御方法データ（Ci）、データ入力部１５４からの駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）及び関節角度θ、並びにパラメータ同定部１６０からの同定パラメータ（Pi）及びキャリブレーション部１５８からの補正された筋電位（EMG’）を読み込み可能に構成してある。また、制御部２００は、詳細は後述するが、制御方法データ（Ci）を用いて所定の制御手段を演算環境上に構成し、この制御手段に、駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）、関節角度θ、同定パラメータ（Pi）及び筋電位（EMG’）を反映させることにより、駆動源１４０を駆動制御するための制御信号Urを送出可能である。

データ出力部１６２は、制御部２００からの制御信号Urを電力増幅手段１４１に送出するための出力インターフェイスとなるものである。電力増幅手段１４１は、データ出力部１６２からの制御信号Urに応じて駆動源１４０を駆動するものである。

なお、上述したキャリブレーション部１５８、パラメータ同定部１６０及び制御部２００としては、中央演算処理装置（ＣＰＵ）上に構成したものが適用可能であり、一つのＣＰＵ上に集約したものとすれば、小型化・部品点数軽減を図る上で好ましいものとなる。

図２は本発明にかかる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を前側からみた斜視図である。図３は本発明にかかる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を後側からみた斜視図である。

図２及び図３に示されるように、動作補助装置１０は、例えば、骨格筋の筋力低下により歩行が不自由な下肢運動機能障害者、或いは、歩行運動のリハビリを行う患者などのように自力歩行が困難な人の歩行動作を補助（アシスト）する装置である。この動作補助装置１０は、脳からの信号により筋力を発生させる際に生じる生体信号（表面筋電位）を検出し、この検出信号に基づいて駆動源１４０（本実施例では、電動式の駆動モータを用いる）からのアシスト力を付与するように作動可能である。

従って、動作補助装置１０は、予め入力されたデータに基づいてロボットハンドをコンピュータ制御するように構成された、いわゆるプレイバック型ロボットとは全く異なるものであり、ロボットスーツ、或いはパワードスーツ等とも呼ばれる。

動作補助装置１０を装着した装着者１２は、自らの意思で動作を行うと、その際に発生した生体信号に応じたアシスト力を動作補助装置１０から付与され、当該アシスト力と自身の筋力との合力によって歩行することができる。例えば、当該合力の半分をアシスト力が占めるようにすれば、装着者１２は、所要の筋力の半分で動作することが可能になる。

つぎに、動作補助装置１０の構成の一例についてより詳細に説明する。
動作補助装置１０には、図２及び図３に示されるように、装着者１２に装着される動作補助装着具１８に駆動源１４０を設けてあり、より詳細には、装着者１２の右側股関節に位置する右腿駆動モータ２０、左側股関節に位置する左腿駆動モータ２２、右膝関節に位置する右膝駆動モータ２４及び左膝関節に位置する左膝駆動モータ２６がそれぞれ設けてある。

これらの駆動モータ２０，２２，２４，２６は、上述した駆動源１４０に相当するもので、より詳細には、制御装置１００からの指令信号により駆動トルクを制御されるサーボモータであり、モータ回転を所定の減速比で減速する減速機構（図示せず）を内蔵している。

また、装着者１２の腰に装着される腰ベルト３０には、駆動モータ２０、２２、２４、２６を駆動させるための電源として機能するバッテリ３２，３４が取り付けられている。バッテリ３２、３４は、充電式バッテリであり、装着者１２の歩行動作を妨げないように左右に分散配置されている。

また、装着者１２の背中に装着される制御バック３６には、電力増幅手段１４１、制御装置１００、電源回路（図示せず）などの機器が収納されている。なお、制御バック３６の下部は、腰ベルト３０に支持され、制御バック３６の重量が装着者１２の負担にならないように取り付けられる。

また、動作補助装置１０には、装着者１２の右腿の動きに伴う筋電位（EMGhip）を検出する筋電位センサ３８ａ，３８ｂと、装着者１２の左腿の動きに伴う筋電位（EMGhip）を検出する筋電位センサ４０ａ，４０ｂと、右膝の動きに伴う筋電位（EMGknee）を検出する筋電位センサ４２ａ，４２ｂと、左膝の動きに伴う筋電位（EMGknee）を検出する筋電位センサ４４ａ，４４ｂとが設けられている。これらの各筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂは、上述した生体信号検出手段１４４に相当するもので、より詳細には、骨格筋が筋力を発生させる際の表面筋電位を測定する検出手段であり、骨格筋で発生した微弱電位を検出する電極（図示せず）を有する。なお、本実施例では、各筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂは、電極の周囲を覆う粘着シールにより装着者１２の皮膚表面に貼着するように取り付けられる。

ここで、これらの各筋電位センサを設けた動作補助装置１０が装着者１２の随意に則したアシスト力を付与することのできる理論について概説する。

人体においては、脳からの指令によって骨格筋を形成する筋肉の表面にシナプス伝達物質のアセチルコリンが放出される結果、筋線維膜のイオン透過性が変化して活動電位（EMG:Electro MyoGram Myoelectricity）が発生する。そして、活動電位によって筋線維の収縮が発生し、筋力を発生させる。そのため、骨格筋の筋電位を検出することにより、歩行動作の際に生じる筋力を推測することが可能になり、この推測された筋力に基づく仮想トルクから歩行動作に必要なアシスト力を求めることが可能になる。

また、筋肉は、血液によりアクチンとミオシンと呼ばれるたんぱく質が供給されると伸び縮みするが、筋力を出すのは縮むときである。そのため、２つの骨が互いに回動可能な状態に連結された関節では、関節を曲げる方向の力を発生させる屈筋と、関節を伸ばす方向の力を発生させる伸筋とが２つの骨間に装架されている。そして、人体には、腰から下に脚を動かすための筋肉が複数あり、腿を前に上げる腸腰筋と、腿を下げる大殿筋と、膝を伸ばすための大腿四頭筋と、膝を曲げる大腿二頭筋などがある。

上述した筋電位センサ３８ａ，４０ａは、装着者１２の腿の付け根部分前側に貼着されており、これにより腸腰筋の表面筋電位を検出することができ、脚を前に出すときの筋力に応じた筋電位を測定可能である。筋電位センサ３８ｂ，４０ｂは、装着者１２のお尻に貼着されており、これにより大殿筋の表面筋電位を検出することができ、例えば、後ろに蹴る力や階段を上がるとき筋力に応じた筋電位を測定可能である。筋電位センサ４２ａ，４４ａは、装着者１２の膝上前側に貼着されており、これにより大腿四頭筋の表面筋電位を検出することができ、膝から下を前に出す筋力に応じた筋電位を測定可能である。筋電位センサ４２ｂ，４４ｂは、装着者１２の膝上後側に貼着されており、これにより大腿二頭筋の表面筋電位を検出することができ、膝から下を後に戻す筋力に応じた筋電位を測定可能である。

このように筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４を配設した動作補助装置１０によれば、腸腰筋、大殿筋、大腿四頭筋及び大腿二頭筋の活動に応じた筋電位を検出することができ、当該筋電位に応じた駆動電流で駆動モータ２０，２２，２４，２６を駆動することにより、装着者１２の随意に則したアシスト力の付与が可能となる。

また、動作補助装置１０には、動作補助装着具１８において装着者１２の股関節回りに作用するトルクを検出する力センサ４５と、装着者１２の膝関節回りに作用するトルクを検出する力センサ４６（これらは上述した相対力検出手段１４６に相当）が設けてある。力センサ４５，４６は、例えば、印加された力に応じた歪を検出し、発生した歪の大きさに比例した電気信号を出力する歪ゲージからなり、動作補助装着具１８の右脚部及び左脚部のそれぞれに設けてある。より詳細には、力センサ４５は、装着者１２の腿部に対応する第２フレーム５８において駆動モータ２０，２２の駆動トルクによって撓みを生じる部位の歪を検出する位置に設けられる。また、力センサ４６は、装着者１２の脛部に対応する第３フレーム６０において駆動モータ２４，２６の駆動トルクによって撓みを生じる部位の歪を検出する位置に設けてある。

また、動作補助装置１０では、歩行動作等による重心移動をスムーズに行うため、脚の裏にかかる荷重を検出する必要があり、本実施例では装着者１２の左右脚の裏に反力センサ５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂ（図２及び図３中、破線で示す）が設けられている。

反力センサ５０ａは、右脚前側の荷重に対する反力を検出し、反力センサ５０ｂは、右脚後側の荷重に対する反力を検出する。反力センサ５２ａは、左脚前側の荷重に対する反力を検出し、反力センサ５２ｂは、左脚後側の荷重に対する反力を検出する。各反力センサ５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂは、例えば、印加された荷重に応じた電圧を出力する圧電素子などからなり、体重移動に伴う荷重変化、及び装着者１２の脚と地面との接地の有無をそれぞれ検出することができる。

つぎに、動作補助装着具１８の構成について図４及び図５を併せ参照して説明する。
図４は動作補助装着具１８の左側面図である。図５は動作補助装着具１８の背面図である。

図４及び図５に示されるように、動作補助装着具１８は、装着者１２の腰に装着される腰ベルト３０と、腰ベルト３０の右側部から下方に設けられた右脚補助部５４と、腰ベルト３０の左側部から下方に設けられた左脚補助部５５とを有する。

右脚補助部５４及び左脚補助部５５は、互いに対称に配置されており、腰ベルト３０を支持するように下方に延在する第1フレーム５６と、第1フレーム５６より下方に延在し装着者１２の腿外側に沿うように形成された第２フレーム５８と、第２フレーム５８より下方に延在し装着者１２の脛外側に沿うように形成された第３フレーム６０と、装着者１２の脚の裏（靴を履く場合には、靴底）が載置される第４フレーム６２とを有する。

第1フレーム５６の下端及び第２フレーム５８の間には、軸受構造とされた第1関節６４が介在しており、第1フレーム５６と第２フレーム５８とを回動可能に連結している。第1関節６４は、股関節と一致する高さ位置に設けられており、第1フレーム５６が第1関節６４の支持側に結合され、第２フレーム５８が第1関節６４の回動側に結合されている。

また、第２フレーム５８の下端及び第３フレーム６０の間には、軸受構造とされた第２関節６６が介在しており、第２フレーム５８と第３フレーム６０とを回動可能に連結している。第２関節６６は、膝関節と一致する高さ位置に設けられており、第２フレーム５８が第２関節６６の支持側に結合され、第３フレーム６０が第２関節６６の回動側に結合されている。

従って、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、腰ベルト３０に固定された第1フレーム５６に対して第1関節６４及び第２関節６６を回動支点とする振り子運動を行えるように取り付けられている。すなわち、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、装着者１２の脚と同じ動作を行えるように構成されている。

そして、第1関節６４及び第２関節６６の支持側には、モータブラケット６８が設けられている。モータブラケット６８は、外側水平方向に突出するモータ支持部６８ａを有し、モータ支持部６８ａには、駆動モータ２０，２２，２４，２６が垂直状態に取り付けられている。そのため、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、側方に大きく突出せず、歩行動作時に周囲の障害物などに接触しにくいように設けられている。

また、第1関節６４及び第２関節６６は、駆動モータ２０，２２，２４，２６の回転軸が、ギヤを介して被駆動側となる第２フレーム５８、第３フレーム６０に駆動トルクを伝達するように構成されている。

さらに、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、関節角度を検出する角度センサ（関節角度検出手段１４２に相当）７０，７２，７４，７６を有する。角度センサ７０，７２，７４，７６は、例えば、第1関節６４及び第２関節６６の関節角度に比例したパルス数をカウントするロータリエンコーダ等からなり、関節角度に応じたパルス数に対応した電気信号をセンサ出力として出力する。

角度センサ７０，７２は、装着者１２の股関節の関節角度（θhip）に相当する第1フレーム５６と第２フレーム５８との間の回動角度を検出する。また、角度センサ７４，７６は、装着者１２の膝関節の関節角度（θknee）に相当する第２フレーム５８の下端と第３フレーム６０との間の回動角度を検出する。

なお、第1関節６４及び第２関節６６は、装着者１２の股関節、膝関節の回動可能な角度範囲でのみ回動される構成であり、装着者１２の股関節、膝関節に無理な動きを与えないようにストッパ機構（図示せず）が内蔵されている。

第２フレーム５８には、装着者１２の腿に締結される第１締結ベルト７８が取り付けられている。また、第３フレーム６０には、装着者１２の膝下に締結される第２締結ベルト８０が取り付けられている。従って、駆動モータ２０，２２，２４，２６で発生された駆動トルクは、ギヤを介して第２フレーム５８、第３フレーム６０に伝達され、さらに第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達される。

また、第３フレーム６０の下端には、軸８２を介して第４フレーム６２が回動可能に連結されている。さらに、第４フレーム６２の下端には、装着者１２の靴底の踵部分が載置される踵受け部８４が設けられている。そして、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、ネジ機構により軸方向の長さを調整可能であり、装着者１２の脚の長さに応じて任意の長さに調整されるように構成されている。

上記各フレーム５６，５８，６０，６４は、それぞれ金属により形成されており、腰ベルト３０に設けられたバッテリ３２，３４、制御バック３６、動作補助装着具１８の重量を支えることができる。すなわち、動作補助装置１０は、動作補助装着具１８などの重量が装着者１２に作用しないように構成されており、装着者１２に余計な荷重を与えないように取り付けられる。

ここで、上記のように動作補助装着具１８が装着者１２に装着された際に装着者１２の歩行動作に伴って制御装置１００が実行するアシスト制御処理の手順について図６のフローチャートを参照して説明する。
図６に示されるように、制御装置１００は、ステップＳ１１（以下「ステップ」を省略する）で関節角度検出手段１４２に相当する角度センサ７０，７２，７４，７６により検出された関節角度（θknee,θhip）を取得する。次にＳ１２に進み、生体信号検出手段１４４に相当する筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂによって検出された筋電位信号(EMGknee,EMGhip)を取得する。

続いて、Ｓ１３に進み、上記Ｓ１１、Ｓ１２で取得された関節角度（θknee,θhip）及び筋電位信号(EMGknee,EMGhip)を基準パラメータデータベース（図示せず）と照合して装着者１２の動作に対応するタスクのフェーズを特定する。次のＳ１４では、上記Ｓ１３で特定されたフェーズに応じた指令関数f(t)及びゲインＰを選択する（自律的制御手段）。

そして、Ｓ１５に進み、物理現象検出手段１４２によって検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号（EMGop）と、生体信号検出手段１４４によって筋電位信号(EMGex)との差分を演算し、ΔEMG（＝EMGop−EMGex）を導出する（判断手段）。

次のＳ１６では、上記Ｓ１５において演算された差分ΔEMGと予め設定された許容値（閾値）とを比較し、差分ΔEMGが許容値未満かどうかを確認する。このＳ１６において、差分ΔEMGが許容値未満であるときは、装着者１２の関節動作に対する筋電位が装着者１２の動作と対応しているため、駆動源１４０に相当する駆動モータ２０，２２，２４，２６からの駆動トルクをアシスト力として装着者１２の脚に付与することができるものと判断する。

従って、Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値未満であるときは、Ｓ１７に進み、指令信号を電力増幅手段１４１に相当するモータドライバ（図示せず）に送出する。これにより、駆動源１４０に相当する駆動モータ２０，２２，２４，２６は、装着者１２から得られた関節角度（θknee,θhip）及び筋電位信号(EMGknee,EMGhip)に基づく駆動トルクを発生し、この駆動トルクを第２フレーム５８、第３フレーム６０及び第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達する。

また、上記Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値を超える場合には、装着者１２の関節動作に対する筋電位が装着者１２の動作と対応していないため、駆動モータ２０，２２，２４，２６からの駆動トルクが装着者１２が動作しようとした動きと対応していないものと判断する。従って、Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値以上であるときは、Ｓ１９に進み、ゲインＰの変更処理を行う。すなわち、Ｓ１９では、ゲインＰ’＝Ｐ×｛１−（ΔEMG／EMGop）｝の演算を行って補正ゲインＰ’（＜Ｐ）に変更する。

そして、Ｓ１７では、補正ゲインＰ’により生成された指令信号（制御信号）は、ゲインＰの場合よりも小さい値であり、電力増幅手段１４１に相当するモータドライバ（図示せず）にゲインＰの場合よりも小さい制御信号が供給される。これにより、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、ゲインＰの場合よりも小さい駆動トルクを発生することになる。

その結果、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、各動作のフェーズに拘り無く、装着者１２の意思に対応した筋電位信号(EMGknee,EMGhip)の実測値に基づく駆動トルクを発生し、この駆動トルクを第２フレーム５８、第３フレーム６０及び第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達する。

このように、上記Ｓ１９でゲインＰの変更処理を行うため、例えば、装着者１２が動作の途中でその動作（フェーズ）を中止して別の動作（フェーズ）に移ろうとした場合でも、装着者１２の筋電位信号が低下した時点でアシスト力も減少し、装着者１２の意思に反して当初の動作を強いることがないように制御することができる。よって、装着者１２は、上記のような自律制御と随意制御に近似した随意的制御とが混在した制御方法により、装着者１２の意思に応じたアシスト力を得ることができる。

Ｓ１８では、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理が行われているか否かを確認する。Ｓ１８において、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理が残っている場合には、上記Ｓ１１に戻り、次のフェーズに対する制御処理（Ｓ１１〜Ｓ１８）を行う。また、Ｓ１８において、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理を行ったときは、今回の制御処理を終了する。

つぎに、データ格納部１５６からパラメータ同定部１６０に読み取られる運動方程式データ（Mi）及び既知パラメータ（Pk）について説明する。運動方程式データ（Mi）は、動作補助装置１０及び装着者１２からなる系全体の運動方程式を構成するためのものである一方、既知パラメータ（Pk）は、動作補助装置１０における各部の重量、関節回りの慣性モーメント、粘性係数及びクーロン摩擦係数等の動力学パラメータからなる。ここでいう運動方程式は、動作補助装置１０及び装着者１２からなる系全体にかかるもので、例えば、図７、図８及び数式（１）に示すモデルによって表される。

図７は数学的モデルの各要素を示す図であり、（ａ）は動作補助装着具１８が装着された装着者１２の脚を側面からみた側面図、（ｂ）は装着者１２の脚に対応させて各要素を模式的に示す図である。図８は駆動源１４０によるアシスト力と装着者１２の筋力との作用を示す図であり、（ａ）は駆動源１４０の駆動トルク（Te）と装着者１２の筋トルク（Tm）との合力が関節モーメント（ΔT）として作用することを示す系統図、（ｂ）は膝関節を中心に脚を上方（または前方）に回動させる場合に作用する各トルクを模式的に示す図である。

図８（ａ）（ｂ）に示されるように、例えば、装着者１２が膝関節を中心に脚を上方（または前方）に回動させる際、動作補助装着具１８は膝関節に相当する第２関節６６を中心に第３フレーム６０が回動することになる。その際、装着者１２が膝関節を中心とするトルクとして筋力（Tm）を発生させると共に、駆動源１４０の駆動トルク（Te）が第２関節６６を中心に第３フレーム６０に作用することになる。

従って、装着者１２の脚には、駆動源１４０の駆動トルク（Te）と装着者１２の筋トルク（Tm）との合力が関節モーメント（ΔT）として作用するため、装着者１２は動作補助装着具１８を装着しない場合よりも小さな筋力で脚を動作させることが可能になる。そして、駆動源１４０の駆動トルク（Te）は、前述した駆動モータ２０，２２，２４，２６の制御系によって得られ、関節モーメント（ΔT）は、後述するように力センサ４５，４６により検出される信号、つまり駆動トルク（Te）と装着者１２の筋トルク（Tm）と差によって生じる歪の検出信号に基づいて求められる。しかしながら、装着者１２の筋トルク（Tm）を直接測定することはできないので、本実施例では、関節モーメント（ΔT）と駆動トルク（Te）の差から求める。

なお、数式（１）においては、添え字１は股回りのパラメータを意味するとともに、添え字２は膝回りのパラメータを意味するものとし、かつ、eは動作補助装置１０のパラメータを意味するとともに、ｍは装着者１２のパラメータを意味するものとする。

また、Ｒ(ｑ)は慣性項を意味し、Ｇ（ｑ）は重力項を意味し、Ｄは粘性摩擦項を意味し、Ｃはクーロン摩擦項を意味し、Ｈはコリオリ力・遠心力項（総称して慣性項ともいう）を意味し、Ｆｅは駆動源１４０による駆動トルクを意味し、Ｆｍは筋力による筋モーメント項を意味し、Ｕは筋の活性度項を意味する。

ついで、パラメータ同定部１６０において行われる同定手法について概説する。簡便のため装着者１２が脱力状態にあると仮定すると、数式（１）において筋モーメント項たるＦｍが無視できることとなり、そうすると数式（２）で表されることになる。

数式（２）は、運動変数データ行列Ω及び動力学パラメータ行列Ｘを用いると数式（３）に変換される。

ここで、運動変数データ行列Ωについては、各種検出手段及び各種推定手段により求めることができる一方、動力学パラメータ行列Ｘにおいては、装着者１２にかかるパラメータが装着者１２の個人差や体調等により不明或いは変動的なものとなる。

さらに、数式（３）は、動力学パラメータ行列Ｘを推定するための推定動力学パラメータ行列Ｘ^＊を導入し、動力学パラメータ行列Ｘ及び推定動力学パラメータ行列Ｘ^＊の誤差分たる誤差行列εをも用いると、数式（４）に変換される。

数式（４）において誤差行列εを最小（ゼロ行列）にする未知パラメータ（Pu）は、数式（５）で表されることになる。

従って、数式（５）を解くことにより（結果的には大元の運動方程式たる数式（１）を解くことにより）、装着者１２に関する未知パラメータ（Pu）が導出されることになる。

ここで、上記動作補助装着具１８が装着者１２に装着された際にパラメータ同定部１６０、関節トルク推定手段１５２が実行するパラメータ同定処理及びトルク推定処理について説明する。

図９は動作補助装着具１８が装着者１２に装着された際に実行されるパラメータ修正処理を示す図であり、（ａ）はパラメータ同定部１６０において行われるパラメータ同定処理の手順を示すフローチャート、（ｂ）は関節トルク及び筋トルクを推定するトルク推定処理の手順を示すフローチャートである。

以下では、上述した数式を用いたパラメータ同定部１６０によるパラメータ同定手法について、図９（ａ）に示すフローチャートを用いて説明する。なお、図９（ｂ）に示すフローチャートでは、関節トルク推定手段１５２における処理との関係も併せて示している。

まず、制御装置１００からの指令により処理が開始されると、パラメータ同定部１６０は、電源スイッチ（図示せず）がオンに操作されると（Ｓ７０）、データ格納部１５６から運動方程式データ（Mi）及び既知パラメータ（Pk）を読み込み（Ｓ７１）、ついで運動方程式（数式（１）〜（５））をＣＰＵ（中央演算処理装置）の演算環境上に構成する（Ｓ７２）。

この間、関節トルク推定手段１５２では、電源スイッチ（図示せず）がオンに操作されると（Ｓ８０）、相対力検出手段１４６により検出された相対力データ（ΔF）を読み込んだ後（Ｓ８１）、この相対力データ（ΔF）に予め設定された係数を乗じたものと駆動トルク推定データ（Te）との差分から関節モーメント（ΔT）を推定する（Ｓ８２）。ついで、筋トルク推定手段１５３は、駆動トルク推定手段１５０により推定された駆動トルク推定データ（Te）と、関節トルク推定手段１５２により推定された関節モーメント推定データ（ΔT）とを読み込み（Ｓ８３）、図８（ａ）（ｂ）に示される対応関係に基づき、装着者１２の筋力による筋トルク（Tm）を推定する（Ｓ８４）。これらの関節トルク推定手段１５２及び筋トルク推定手段１５３では、制御手段２００からの終了指令が与えられるまで同様の処理が繰り返され（Ｓ８５におけるYes）、当該終了指令が与えられると処理を終える（Ｓ８５におけるNo）。なお、本実施例において筋トルク（Tm）を求めるのは、装着者１２が筋力を発生している状況下であってもパラメータ同定を可能とするためであり、静止状態でパラメータ同定を行う場合である。

つぎに、パラメータ同定部１６０は、データ入力部１５４から駆動トルク推定データ（T’）及び関節データ（θ）を読み込むとともに（Ｓ７３）、関節トルク推定手段１５２から関節モーメントデータ（ΔT）を読み込む（Ｓ７４）。

ついで、パラメータ同定部１６０は、読み込んだ各データを数式（５）或いはこれに筋トルク（Tm）をも考慮した数式に適宜代入し（Ｓ７５）、装着者１２における各部の重量、各関節回りの慣性モーメント、粘性係数、クーロン摩擦係数等の未知パラメータ（Pu）を同定する。

これら駆動トルク推定データ（T’）、関節データ（θ）及び関節モーメントデータ（ΔT）データの読み込みから未知パラメータ（Pu）の同定までの一連の処理は、所定回数（例えば１０回）繰り返され、その都度、未知パラメータ（Pu）の平均値を求めて平均化する（Ｓ７８）。その後、パラメータ同定部１６０は、同定済みの未知パラメータ（Pu）を制御部２００に送出し（Ｓ７９）、処理を終える。

図１０乃至図１２は、パラメータ同定部１６０により装着者１２の未知パラメータ（Pu）を同定した結果の一例を示すものである。本同定実験では、装着者１２が脱力した状態で行い、かつ、各関節の関節角度θが所定の軌跡を描くように制御部２００でのＰＤ（Proportional Derivative）制御によって駆動源１４０を駆動制御して行っている。また、関節角度θの目標角度は、脚の動作特性を満たす範囲内で演算精度を可及的に向上させるべく、0.2，0.5，1.0（Hz）の周波数を含む合成正弦波パターンに従うものとしている。また、関節角度θの範囲、つまり動作範囲は、脚の動作における最大屈曲角度を考慮し、股関節は-0.2〜0.5(rad)、膝関節は0〜1.0(rad)の範囲内にそれぞれ抑えている。またさらに、上述した平均化するための繰り返し回数は、１０回としている。

図１０は、パラメータ同定処理を行なった際の未知パラメータ（Pu）を含む動力学パラメータの過渡応答の実験データを示すものであり、（ａ）は慣性モーメントの収束パターンを示すグラフ、（ｂ）は重力モーメントの収束パターンを示すグラフ、（ｃ）は粘性係数の収束パターンを示すグラフである。図１０（ａ）〜（ｃ）から明らかなように、本実施例によれば、前述したパラメータ同定部１６０のパラメータ同定処理により装着者１２の動力学パラメータの殆どが数秒以内に収束しており、優れた収束性を有すること、換言すると同定処理が短時間で行われることがわかる。

図１１は、装着者１２としての被検者Ａ，Ｂ，Ｃのそれぞれについて同一条件下でパラメータ同定処理を行った場合の実験結果を示す実験データであり、動力学パラメータとしての慣性モーメント、粘性摩擦係数、重力モーメント、クーロン摩擦が被検者Ａ，Ｂ，Ｃの体格差等に伴う個人差が反映されていることを示している。すなわち、被検者Ａ，Ｂ，Ｃは、夫々身長、体重などの身体的特徴が個々に異なるため、各人が歩行動作する際の歩幅や筋力も異なり、同一条件下でパラメータ同定処理を行った場合の慣性モーメント、粘性摩擦係数、重力モーメント、クーロン摩擦も異なる値となることが図１１の実験データからわかる。従って、動作補助装着具１８が装着者１２に装着された際には、前述したパラメータ同定処理を行なうことで身体的特徴の異なる各装着者に応じたアシスト力が得られるようにパラメータを補正することが可能になる。

図１２は、本実施例のパラメータ同定処理による同定精度の一例を示す実験データであり、（ａ）は歩行動作に伴う股関節の慣性モーメントの同定精度を示すグラフ、（ｂ）は歩行動作に伴う膝関節の慣性モーメントの同定精度を示すグラフである。図１２（ａ）（ｂ）に示すグラフは、股関節及び膝関節回りの慣性モーメントの過渡応答についてそれぞれ実測値及び同定値を重ねたものを示しており、実測値と同定値とがほぼ重なり合うように推移していることがわかる。すなわち、図１２（ａ）（ｂ）における実測値及び同定値は、互いに酷似しており、十分な同定精度を有することを実証している。

図１３は、キャリブレーション部１５８において行われるキャリブレーションの手順を示すフローチャートである。以下では、キャリブレーション部１５８によるパラメータ同定手法について、本フローチャートを用いて説明する。

まず、キャリブレーション部１５８は、データ格納部１５６からの設定ゲイン（Gs）を読み込み（Ｓ９１）、ついで、データ入力部１６０からの筋電位データ（EMG）及び筋トルク推定データ（Tm）を読み込む（Ｓ９２）。

つぎに、キャリブレーション部１５８は、筋トルク推定データ（Tm）及び筋電位データ（EMG）の比（Tm／EMG）が設定ゲイン（Gs）が許容可能な誤差範囲（Ea）内か否かを判断する（Ｓ９３）。

このとき、キャリブレーション部１５８では、（Tm／EMG）が誤差範囲（Ea）外である場合（Ｓ９３におけるYes）には、数式（６）に基づき、筋電位データ（EMG）を補正して補正筋電位データ（EMG’）を求め、データ入力部１６０からの筋電位データ（EMG）及び筋トルク推定データ（Tm）を読み込む手順に戻る。最終的に、キャリブレーション部１５８は、（Tm／EMG）が誤差範囲（Ea）内になると（Ｓ９３におけるYes）には、処理を終える。

以上のキャリブレーション処理によれば、筋トルク推定データ（Tm）及び補正筋電位データ（EMG’）の比（Tm／EMG’）が設定ゲイン（Gs）と略等しくなり、生体信号検出手段１４４からの検出結果に感度不良や感度過剰が生じる事態を未然に防止することができる。この結果、上述した装着者１２の未知パラメータ（Pu）の同定精度が低下する事態を防止できるとともに、駆動源１４０が発生するアシスト力が過小或いは過大となる事態をも防止することができる。

また、本実施例の動作補助装置１０では、関節トルク推定手段１５２及び筋トルク推定手段１５３により、装着者１２の筋トルク（Tm）或いは筋力を得ることができ、さらにこれらを用いてキャリブレーションを行うようにしているので、これらを用いないものに比べて装着者１２に課する負担を著しく抑えることが可能となる。具体的には、関節トルク推定手段１５２及び筋トルク推定手段１５３のいずれも用いないとすれば、装着者１２の筋トルク（Tm）或いは筋力を得るためには、駆動源１４０によって所定の駆動トルク（Te）を与えるとともに、この状態で静止状態を所定時間維持するように装着者１２に強いる必要がある。このため、装着者１２の発生しうる筋力によらず所要の筋力を強いることになり、しかも所要の待ち時間をも強いることになるところ、本実施例の動作補助装置１０によれば、これらの負担を防止でき、好ましいものとなる。

つぎに、制御装置１００に適用される制御方法について説明する。本動作補助装置１０に適用される制御方法は、特に限定されるものではなく、例えば、パラメータ同定実験の際と同様、ＰＤ制御等のいわゆる古典制御理論によるものを適用することができる。本動作補助装置１０によれば、古典制御理論によるものであっても、装着者１２を含む制御対象の同定を行った後に、この同定結果を反映させたシミュレーションを行い、当該シミュレーション上で最適な補償器のパラメータを設定することができるため、制御方法に応じた効果を発揮することが可能だからである。具体的には、古典制御理論によるものであっても、生体信号検出手段１４４からの筋電位（EMG）をフィードバック制御することにより、制御方法に応じた効果が発揮される結果、装着者１２の随意に則したアシスト力を付与することが可能だからである。なお、制御装置１００に適用される制御方法は、最適レギュレータや最適オブザーバ等を用いる現代制御理論によるものであっても良く、特に限定されるものではない。
（重力補償を行う制御方法について）
本制御方法は、上述した数式（１）において重力項Ｇ（ｑ）に対する補償を行い、当該重力項Ｇ（ｑ）の影響を抑えるものである。

前提条件として、装着者１２に装着された動作補助装置１０が初期姿勢θsから目標姿勢θeとなるように動作することを想定し、またベースとなる制御方法としてＰＤ制御を採用するものとする。

まず、通常のＰＤ制御であれば、駆動源１４０による駆動トルク（Te）にかかるＰＤフィードバック制御入力（制御信号Ur）は、数式（７）のようになる。

つぎに、重力補償をも行うＰＤ制御では、駆動源１４０による駆動トルク（Te）にかかるＰＤフィードバック制御入力（制御信号Ur）は、数式（８）のようになる。

数式（８）に示した重力補償付きＰＤ制御では、フィードバック制御した場合に、制御対象の重力項Ｇ（ｑ）を相殺することが可能となり、装着者１２にかかる自身の重力と、動作補助装着具１８を装着する上で作用する動作補助装着具１８からの重力とを抑えることができる。
（慣性補償を行う制御方法について）
本制御方法は、上述した数式（１）において慣性項Ｒ(ｑ)に対する補償を行い、当該慣性項Ｒ(ｑ)の影響を抑えるものである。

重力補償の場合と同様、前提条件として、装着者１２に装着された動作補助装置１０が初期姿勢θsから目標姿勢θeとなるように動作することを想定し、またベースとなる制御方法としてＰＤ制御を採用するものとする。

慣性補償をも行うＰＤ制御では、駆動源１４０による駆動トルク（Te）にかかるＰＤフィードバック制御入力（制御信号Ur）は、数式（９）のようになる。

数式（９）に示した慣性補償付きＰＤ制御では、フィードバック制御した場合に、制御対象の慣性項Ｈを相殺することが可能となり、装着者１２自身による慣性力と動作補助装着具１８からの慣性力とを抑えることができ、特に素早い動作を行おうとした場合に装着者１２の負担を著しく抑えることができる。
（重力補償及び慣性補償を行う制御方法について）
本制御方法は、上述した重力補償付きＰＤ制御及び慣性補償付きＰＤ制御のいわば良いとこ取りとなるもので、これを上述同様の条件下において数式で表すと数式（１０）のようになる。本制御方式による作用、効果については、重力補償付きＰＤ制御及び慣性補償付きＰＤ制御のそれぞれで述べたものの組み合わせとなるので、説明を省略する。

（インピーダンス制御について）
インピーダンス制御は、人間（装着者１２）の粘弾性特性に着目し、制御対象の慣性，粘性、剛性等の特性を自由に調節するもので、制御の目的に応じて、制御対象と環境との間に作用する力を適切に選択できるという特徴を有する。動作補助装置１０では、自身に装着者１２を加えた系全体の特性を変更することにより、装着者１２の特性を間接的に変更して調節することが可能となる。すなわち、制御装置１００にインピーダンス制御を適用した場合には、装着者１２に装着された動作補助装置１０を通じ、間接的ではあるが装着者１２の特性（インピーダンス）を調節するという、従来成しえなかったことが実現可能となる。なお、制御装置１００に適用されるインピーダンス制御は、動作補助装置１０及び装着者１２からなる系全体を制御対象とするため、通常のインピーダンス制御と区別すべく、以下ではハイブリッドインピーダンス制御ともいう。

例えば、駆動源１４０により発生させる駆動トルクが数式（１１）に示すTe’となるように制御すれば、数式（１）は数式（１２）に示すように変換される。この結果、数式（１２）より明らかなように、系全体の慣性項がR(q)から[R(q)−R’(q)]に変更されるとともに、粘性摩擦項がDから(D−D’)に変更されることになり、これらの項については、R’(q)及びD’を適宜設定することによって調節可能となる。この場合には、動作補助装置１０からの慣性項や粘性摩擦項の影響を抑えることができるため、装着者１２が本来有する反射等の機敏な動作を行う能力を最大限に発揮することが可能となる。さらには、装着者１２自身の慣性項や粘性摩擦項の影響をも抑えることができ、装着者１２に本来の周期よりも早く歩行させたり、装着前よりも滑らかに（粘性摩擦の小さい）動作をさせることもできる。

上述した制御装置１００では、これら重力補償、慣性補償及びハイブリッドインピーダンス制御の少なくとも一つを適用して制御手段を構成することができる。具体的には、これらの制御方法のいずれかに関する制御方法データ（Ci）をデータ格納部１５６から制御部２００に読み込ませた後、制御部２００の演算環境上に当該制御方法データ（Ci）に基づいて制御手段を構成させることができる。こうして構成された制御手段によれば、与えられた各検出データ及び各推定データに基づき、所定の制御方法に従った制御信号Urを発生させることができ、結果的に当該制御方法に応じたアシスト力を装着者１２に付与することができる。

図１４乃至図１６は、制御装置１００にインピーダンス制御を適用した場合の効果を示すものであり、同一の動作を装着者１２に行わせた実験結果をそれぞれ示すグラフである。より詳細には、図１４（ａ）〜（ｃ）は、制御無し（アシストせず）の膝関節角度、筋電位、歪ゲージ出力変化を示すグラフである。図１５（ａ）〜（ｃ）は、ＰＤ制御によるアシストの膝関節角度、筋電位、歪ゲージ出力変化を示すグラフである。図１６（ａ）〜（ｃ）は、ＰＤ制御＋ハイブリッドインピーダンス制御によるアシストの膝関節角度、筋電位、歪ゲージ出力変化を示すグラフである。ここで、実験条件としては、腰掛けた状態で脚を前方に振り上げた後に振り下げる一連の動作を対象とし、当該動作を行う装着者１２からの筋電位（EMG）及び相対力（正確にはこれに変換される力センサ出力）を測定対象としている。

図１４（ａ）〜（ｃ）では、振り上げ期間中は装着者１２からの筋電位（EMG）が相対的に大きく、かつ振り下げ期間中は筋電位（EMG）が相対的に小さくなることが示されており、経験に則したものとなっている。但し、振り下げ期間の後半において筋電位（EMG）の減少が妨げられている区間が確認される。この現象は、動作補助装着具１８の慣性等により装着者１２に対して相互作用力モーメントが作用したためと考えられる。

また、図１４（ｃ）に示すグラフでは、アシストしていないのに力センサ４６の歪ゲージ出力が変化している。その理由としては、装着者１２が膝関節の角度を変化させる際に第２関節６６の負荷（駆動モータ２４，２６やモータ駆動力伝達系の負荷）が第３フレーム６０に作用していることが考えられる。

これに対し、ＰＤ制御の場合の実験結果を示す図１５（ａ）〜（ｃ）では、装着者１２からの筋電位（EMG）がアシストなしの場合に比べて全体的に半減しており、特に振り上げ期間中においてはその応答波形が酷似しており、適切なアシストが行われていることがわかる。このことは、特に振り上げ期間中において力センサ出力（相対力ΔF）がアシスト無しの場合よりも増大していることからも裏付けられる。しかしながら、図１５（ａ）〜（ｃ）では、振り下げ期間の後半において上述の相互作用力モーメントの影響が現れており、その大きさ自体は相対的に小さいものの装着者１２にとっては違和感と成り兼ねない。

これに対し、ＰＤ制御＋ハイブリッドインピーダンス制御の場合の実験結果を示す図１６（ａ）〜（ｃ）では、上述したＰＤ制御の効果に加え、ＰＤ制御のみの場合に問題となった相互作用力モーメントの影響が抑えられていることがわかる。つまり、ＰＤ制御＋ハイブリッドインピーダンス制御によれば、振り上げ期間中のみならず振り下げ期間中においても、装着者１２からの筋電位（EMG）が半減し、かつその応答波形が酷似しており、全期間において適切なアシストが行われていることがわかる。

以上説明したように、本実施例の動作補助装置１０によれば、装着者１２に装着された状態において当該装着者１２固有の動力学パラメータをパラメータ同定部１６０により同定し、該同定した動力学パラメータを代入した運動方程式（数式（５）等）に基づき制御装置１００により駆動源１４０を制御することができるため、装着者１２の個人差や体調等の変動要因によらず、制御装置１００が用いる制御方法に応じた効果を発揮することができる。

また、本実施例の動作補助装置１０によれば、筋トルク推定手段１５３により推定された筋トルク（Tm）をも代入した運動方程式（数式（１）等）に基づき制御装置１００により駆動源１４０を制御することができるため、装着者１２から筋力が発生している状態においても動力学パラメータを同定することができ、当該動力学パラメータを同定するための待ち時間を装着者１２に要することなく、上記の効果を発揮することができる。

また、本実施例の動作補助装置１０によれば、生体信号検出手段１４４により検出された筋電位（EMG）と、筋トルク推定手段１５３により検出された筋トルク（Tｍ）との相互間のゲインを、予め設定された設定ゲイン（Gs）となるように調整するキャリブレーション部１５８をさらに備えるため、生体信号検出手段１４４からの検出結果に感度不良や感度過剰が生じる事態を未然に防止することができる。この結果、装着者１２の動力学パラメータの同定精度が低下する事態を防止できるとともに、駆動源１４０が発生するアシスト力が過小或いは過大となる事態をも防止することができる。しかも、本実施例の動作補助装置１０によれば、装着者１２から筋力が発生している状態においてもキャリブレーションを行うことができ、当該キャリブレーション行うための待ち時間を装着者１２に要しない。

また、本実施例の動作補助装置１０によれば、パラメータ同定部１６０により同定された動力学パラメータを用いた重力補償及び慣性補償の少なくとも何れか一方を制御装置１００に適用しりことができるので、動作補助装置１０自体の重さが装着者１２に負担となる事態や、動作時において動作補助装置１０自体の慣性が装着者１２に違和感を与える事態を防止することができる。

また、本実施例の動作補助装置１０によれば、パラメータ同定部１６０により同定された動力学パラメータを用いたハイブリッドインピーダンス制御方法を制御装置１００に適用することができるので、自身を通じて間接的ではあるが装着者１２の特性（インピーダンス）を調節するという、従来成しえなかったことが実現可能となる。また、この場合には、例えば見かけ上の慣性や粘性等を小さくして軽やかな動作を実現するといったインピーダンス制御特有の効果を奏することができる。

なお、上記実施例では、装着者１２の脚にアシスト力を付与する構成とされた動作補助装置１０を一例として挙げたが、これに限らず、例えば、腕の動作をアシストするように構成された動作補助装置にも本発明を適用することができるのは勿論である。

また、上記実施例では、電動モータの駆動トルクをアシスト力として伝達する構成について説明したが、電動モータ以外の駆動源を用いてアシスト力を発生させる装置にも適用することができるのは勿論である。

本発明にかかる装着式動作補助装置の一実施例の制御系システムを示すブロック図である。 本発明になる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を前側からみた斜視図である。 本発明になる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を後側からみた斜視図である。 動作補助装着具１８の左側面図である。 動作補助装着具１８の背面図である。 制御装置１００が実行する制御処理の手順を説明するためのフローチャートである。 装着者１２及び動作補助装置１０のモデルの説明図である。 駆動トルク（Te）、関節トルク（ΔT）及び筋トルク（Tm）の相互関係を示す説明図である。 パラメータ同定部１６０におけるパラメータ同定の手順を示すフローチャートである。 未知パラメータ（Pu）を含む動力学パラメータの過渡応答データを示すグラフである。 装着者１２としての被検者Ａ，Ｂ，Ｃのそれぞれについて同一条件下で同定実験を行った場合の実験結果を示す図表である。 本実施例による同定処理における股関節及び膝関節回りの慣性モーメントの過渡応答データを示すグラフである。 キャリブレーション部１５８において行われるキャリブレーションの手順を示すフローチャートである。 制御無し（アシストせず）の場合の実験結果を示すグラフである。 ＰＤ制御によるアシストを行った場合の実験結果を示すグラフである。 ＰＤ制御＋ハイブリッドインピーダンス制御によるアシストを行った場合の実験結果を示すグラフである。

符号の説明

１０ 動作補助装置
１２ 装着者
２０ 右腿駆動モータ
２２ 左腿駆動モータ
２４ 右膝駆動モータ
２６ 左膝駆動モータ
３０ 腰ベルト
３２，３４ バッテリ
３６ 制御バック
３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂ 筋電位センサ
４５，４６ 力センサ
５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂ 反力センサ
５４ 右脚補助部
５５ 左脚補助部
５６ 第1フレーム
５８ 第２フレーム
６０ 第３フレーム
６２ 第４フレーム
６４ 第1関節
６６ 第２関節
７０，７２，７４，７６ 角度センサ
７８ 第１締結ベルト
８０ 第２締結ベルト
８４ 踵受け部
１００ 制御装置
１４０ 駆動源
１４２ 関節角度検出手段
１４４ 生体信号検出手段
１４６ 相対力検出手段
１５０ 駆動トルク推定手段
１５２ 関節トルク特定手段
１５３ 筋トルク推定手段
１５４ データ入力部
１５６ データ格納部
１５８ キャリブレーション部
１６０ パラメータ同定部
１６２ データ出力部
２００ 制御部

Claims (9)

1. 装着者からの生体信号を検出する生体信号検出手段と、
   装着者の各関節を回転軸として作用するトルクを当該装着者に対して付与する駆動源を有した動作補助装着具と、
   前記生体信号検出手段により検出された生体信号に応じたトルクを発生するように前記駆動源を制御する制御手段とを有する装着式動作補助装置において、
   前記駆動源が発生した駆動トルクを推定する駆動トルク推定手段と、
   前記関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、
   前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルクおよび前記関節角度検出手段により検出された角変位を、装着者固有の動力学パラメータを含んでなる系全体の運動方程式に代入することにより、当該動力学パラメータを同定するパラメータ同定手段とを備え、
   前記制御手段は、前記パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを代入した前記運動方程式に基づき、所定の制御方法に従って前記駆動源を制御することを特徴とする装着式動作補助装置。
2. 装着者からの生体信号を検出する生体信号検出手段と、
   装着者の関節を回転軸として作用するトルクを当該装着者に対して付与する駆動源を有した動作補助装着具と、
   前記生体信号検出手段により検出された生体信号に応じたトルクを発生するように前記駆動源を制御する制御手段とを有する装着式動作補助装置において、
   前記駆動源が発生した駆動トルクを推定する駆動トルク推定手段と、
   前記関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、
   前記駆動源が発生した駆動トルクと装着者の筋力による筋トルクとが合成された関節トルクを推定する関節トルク推定手段と、
   前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルクと前記関節トルク推定手段により推定された関節トルクとの関係に基づき、装着者が発生した筋トルク或いは筋力を推定する筋トルク推定手段と、
   前記駆動トルク推定手段により推定された駆動トルク、前記関節角度検出手段により検出された角変位および前記筋トルク推定手段により推定された筋トルクを、装着者固有の動力学パラメータを含んでなる系全体の運動方程式に代入することにより、当該動力学パラメータを同定するパラメータ同定手段とを備え、
   前記制御手段は、前記パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを代入した前記運動方程式に基づき、所定の制御方法に従って前記駆動源を制御することを特徴とする装着式動作補助装置。
3. 前記生体信号検出手段により検出された生体信号と、前記筋トルク推定手段により推定された筋トルク或いは筋力との対応関係が予め設定されたものとなるように、両者間のゲインを調整するキャリブレーション手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２に記載の装着式動作補助装置。
4. 前記生体信号検出手段は、装着者の皮膚上に貼り付けられた状態で使用され、当該装着者の筋電位を前記生体信号として検出することを特徴とする請求項１〜３のいずれか一つに記載の装着式動作補助装置。
5. 前記動作補助装着具は、
   腰ベルトと、
   該腰ベルトの右側部から下方に設けられた右脚補助部と、
   前記腰ベルトの左側部から下方に設けられた左脚補助部と、
   を有しており、
   前記右脚補助部及び左脚補助部は、
   前記腰ベルトを支持するように下方に延在する第1フレームと、
   該第1フレームより下方に延在する第２フレームと、
   該第２フレームより下方に延在する第３フレームと、
   該第３フレームの下端に設けられ、装着者の脚の裏が載置される第４フレームと、
   前記第1フレームの下端と前記第２フレームの上端との間に介在する第1関節と、
   前記第２フレームの下端と前記第３フレームの上端との間に介在する第２関節と、
   を有することを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の装着式動作補助装置。
6. 前記第1関節は、装着者の股関節と一致する高さ位置に設けられるとともに、前記第２フレームを回動させるように駆動力を伝達する第１の駆動源と、装着者の股関節の角変位を検出する第１の関節角度検出手段とを有し、
   前記第２関節は、装着者の膝関節と一致する高さ位置に設けられるとともに、前記第３フレームを回動させるように駆動力を伝達する第２の駆動源と、装着者の膝関節の角変位を検出する第２の関節角度検出手段とを有することを特徴とする請求項５に記載の装着式動作補助装置。
7. 前記制御手段は、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いた重力補償及び慣性補償のうち少なくとも何れか一方の補償を行う制御方法に従うことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一つに記載の装着式動作補助装置。
8. 前記制御手段は、パラメータ同定手段により同定された動力学パラメータを用いたインピーダンス制御方法に従うことを特徴とする請求項１〜７のいずれか一つに記載の装着式動作補助装置。
9. 前記請求項７または８に記載された制御方法を、前記制御手段としてのコンピュータに実行させることを特徴とする制御用プログラム。
   

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