JP2014155653A - パワーアシスト装置およびそれを用いたリハビリテーション支援装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】
パワーアシスト装置1000では、対象に対するアシスト力を生成するためのエアマッスル110の一方端は、架台130により支持されて懸下される。エアマッスルに作用する力を検出するためのロードセル部106が、たとえば、搬送対象の対象物10と結合する搬送部100とエアマッスルの他方端との間に設けられる。検知部124は、エアマッスルの長さの変化を検知する。制御部200は、エアマッスルの生成するアシスト力を、ロードセル部の検知結果に応じて、制御する。制御部は、エアマッスルの収縮割合に対するアシスト力の所定の関係を表す駆動力モデルの逆モデルにより、アシスト力を生成するためにエアマッスルに加える圧力を制御する。
【選択図】図1
Description
[実施の形態1]
以下、本実施の形態1において、パワーアシスト装置について説明する。
図2は、図1に示したパワーアシスト装置1000において、エアマッスルの伸縮とアシスト力との関係を説明するための図である。
公知文献2:D.G. Caldwell, A. Razak, and MJ Goodwin. Braided pneumatic muscle actuators. In Proceedings of the IFAC Conference on Intelligent Autonomous Vehicles, pp. 507-512, 1993.
空気シリンダーと異なり、エアマッスルのトルクは非線形に変化する。
たとえば、制御部200は、対象物10の重力に対して圧力p*の値を制御することで、パワーアシスト動作を行うことが可能である。
以下では、実施の形態1のパワーアシスト装置をリハビリテーション支援装置として使用する態様を説明する。
[装置構成]
図3は、実施の形態2のリハビリテーション支援装置2000の構成を説明するための機能ブロック図である。
[EMG信号から膝駆動トルクを算出するモデルの構築(キャリブレーション)]
(浮動ベース逆動力学計算による駆動トルク推定)
まず、スクワット時におけるヒトの膝関節運動に焦点をあて、関節の駆動トルク推定を行う。関節駆動トルク推定のために、接触力を考慮した浮動ベース逆動力学モデルを用いる。
接触力を考慮した浮動ベース逆動力学モデルは、以下の式で表される。
(線形トルク推定モデル)
EMG信号からの関節駆動トルク推定に関しては、次の線形モデルにより行う。
公知文献6:S. Stroeve: ”Learning conmbined feedback and feedforward control of a musculoskeletal system” Biological Cybernetics, 75, pp.73-83, 1999
ここで、それぞれの変換写像k(),h()は、たとえば、以下の文献の近似モデルを用いることができる。
この場合、以下のように、変換写像k(),h()は、表されることになる。
EMG信号は250Hzで計測し、絶対値をとった後、カットオフ周波数1Hzの2次型バターワースフィルターをかける。さらに0.04sec 区間の移動積分値を計算する。なお、emgk は時刻kにおけるEMG信号、Δk=Δt/10、Δtは予測推定周期で0.04sec(25Hz)で、センサのサンプリング周期はΔk=0.004secである。
(アシスト実験)
図3に示すような鉛直方向の免荷装置として動作するリハビリテーション支援装置により、スクワット動作の鉛直方向アシストを実行する。すなわち、左脚より計測されるEMG信号から、筋張力を考慮して推定された膝関節トルクが腰関節に働く鉛直成分の力をエアマッスル免荷装置を用いて右脚側へフィードバックし、アシストを実装した。
(実験結果)
図9は、推定された鉛直方向の力とエアマッスルに取り付けられたロードセルの値の力の比較を示す図である。
Claims (5)
- 支持部材と、
前記支持部材により支持されて懸下し、対象に対するアシスト力を生成するためのエアマッスルと、
前記対象を保持して移動自在な結合部と、
前記エアマッスルに作用する力を検出するためのロードセル部と、
前記エアマッスルの長さの変化を検知するための検知部と、
前記エアマッスルの生成する前記アシスト力を、前記ロードセル部の検知結果に応じて、制御する制御部とを備え、
前記制御部は、前記エアマッスルの収縮割合に対する前記アシスト力の所定の関係を表す駆動力モデルの逆モデルにより、前記アシスト力を生成するために前記エアマッスルに加える圧力を制御する、パワーアシスト装置。 - 前記エアマッスルの一方端と結合し、移動可能な移動部をさらに備え、
前記支持部材は、前記移動部を支持して、前記対象の移動経路に対応して前記移動部を移動させ、
前記結合部は、前記エアマッスルの他方端により支持され、
前記移動部は、前記支持部材に沿って移動するための駆動手段を含み、
前記制御部は、外部コマンドに応じて、前記駆動手段を制御して、前記移動部を移動させる、請求項1記載のパワーアシスト装置。 - 支持部材により支持されて懸下し、使用者の運動に対するアシスト力を生成するためのエアマッスルと、
前記使用者の下肢の運動において、前記下肢のうちの免荷の対象となる第1の下肢の重量を支持するために、前記使用者の体の一部に装着され、前記一部を保持して移動自在な装着部材と、
前記エアマッスルに作用する力を検出するためのロードセル部と、
前記エアマッスルの長さの変化を検知するための第1の検知部と、
前記使用者の運動において前記下肢のうちの健常側の第2の下肢の関節角度および筋電位を検出するための第2の検知部と、
前記エアマッスルの生成する前記アシスト力を、前記ロードセル部の検知結果および前記第2の検知部の検知結果に応じて、制御する制御部とを備え、
前記制御部は、
前記エアマッスルの収縮割合に対する前記アシスト力の所定の関係を表す駆動力モデルの逆モデルにより、前記使用者の運動において発生する鉛直方向の力成分に対する前記アシスト力を生成するために前記エアマッスルに加える圧力を制御する、リハビリテーション支援装置。 - 前記制御部は、前記筋電位および前記関節角から筋モデルにより算出された筋張力と、校正時にフィッティングにより得られた筋関節トルク推定モデルとによって、関節トルクを算出し、前記関節トルクから鉛直方向の力成分を抽出する、請求項3記載のリハビリテーション支援装置。
- 前記制御部は、前記校正時において、接触力を考慮した浮動ベースの逆動力学計算から動作中の関節の駆動トルクを推定し、前記推定された駆動トルクに対応する筋電位を計測することで、前記筋電位と前記駆動トルクの対応関係の関数を最小二乗法によりフィッティングする、請求項4記載のリハビリテーション支援装置。
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