JP2017099796A - Walking assist device - Google Patents

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光留 菅田
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宏史 嶋田
Hiroshi Shimada
宏史 嶋田
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Kazumasa Nakajima
一誠 中島
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a walking assist device in which a swing leg curvature time becomes short to be close to a natural walking action even when an actual knee joint angle of a user at the time of starting swing leg is too large in a specific gait timing.SOLUTION: A walking assist device comprises: angle detection means detecting a knee joint angle; drive means driving a knee joint; storage means storing graph information of the knee joint angle in which the knee joint angle monotonically increases at a swing leg curvature time from the time of starting swing leg to the time of swing leg maximum bend in the swing leg period during the gait operation, and the knee joint angle monotonically decreases at a swing leg extension time from the time of swing leg maximum bend to the time of ending swing leg continued after the swing leg curvature time; and control means controlling the drive means on the basis of the knee joint angle detected by the angle detection means to comply with the graph information. The control means makes the swing leg curvature time of the storage means short as the knee joint angle detected by the angle detection means at the time of starting swing leg increases.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明は、ユーザの歩行動作を補助する歩行補助装置に関する。   The present invention relates to a walking assist device that assists a user's walking motion.

ユーザの膝関節角度のグラフ情報に従って、歩行動作を補助する歩行補助装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。グラフ情報には、ユーザの歩容動作中の遊脚期間において、膝関節角度が遊脚開始から遊脚最大屈曲までの遊脚屈曲時間において単調増加し、該遊脚屈曲時間に続く膝関節角度が遊脚最大屈曲から遊脚終了までの遊脚伸展時間において単調減少する、ように設定された膝関節角度のグラフが設定されている。   2. Description of the Related Art A walking assist device that assists walking motion according to graph information of a user's knee joint angle is known (see, for example, Patent Document 1). In the graph information, the knee joint angle monotonically increases during the free leg flexion time from the start of the free leg to the maximum flexion of the free leg during the free leg period during the gait movement of the user, and the knee joint angle following the free leg flexion time There is set a graph of knee joint angles that is set so as to monotonically decrease in the free leg extension time from the maximum flexion of the free leg to the end of the free leg.

特開２０１２−２１３５５４号公報JP 2012-213554 A

ここで、グラフ情報の遊脚開始の膝関節角度は、例えば０°に近い値が設定されている。このため、このグラフ情報の遊脚開始の膝関節角度を、ユーザの実際の膝関節角度に対して滑らかに接続されるように、遊脚期間が来る毎に、適宜設定し直す必要がある。
この場合、遊脚屈曲時間及び遊脚伸展時間が設定され固定されたままの場合、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎるときは、遊脚屈曲時間が不自然に長くなり、ユーザの歩容動作が不自然となる（図７）。 Here, the knee joint angle at the start of the free leg in the graph information is set to a value close to 0 °, for example. For this reason, it is necessary to appropriately reset the knee joint angle at the start of the free leg in the graph information every time the free leg period comes so that the knee joint angle is smoothly connected to the actual knee joint angle of the user.
In this case, when the free leg bending time and the free leg extension time remain set and fixed, and the knee joint angle of the user's actual free leg start is too large at a specific gait timing, the free leg bending time Becomes unnaturally long and the gait motion of the user becomes unnatural (FIG. 7).

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎる場合でも、遊脚屈曲時間が短く設定され自然な歩容動作に近づけることができる歩行補助装置を提供することを主たる目的とする。   The present invention has been made in view of such problems, and even when the actual knee start angle of the free leg is too large at a specific gait timing, the free leg bending time is set short. It is a main object to provide a walking assist device that can approach a natural gait movement.

上記目的を達成するための本発明の一態様は、
ユーザの上腿に装着される上腿フレームと、
前記上腿フレームに膝関節を介して連結され、ユーザの下腿に装着される下腿フレームと、
前記上腿フレームに対し前記下腿フレームが屈曲する膝関節角度を検出する角度検出手段と、
前記膝関節を駆動する駆動手段と、
ユーザの歩容動作中の遊脚期間において、前記膝関節角度が遊脚開始から遊脚最大屈曲までの遊脚屈曲時間において単調増加し、該遊脚屈曲時間に続く前記膝関節角度が前記遊脚最大屈曲から遊脚終了までの遊脚伸展時間において単調減少する、ように設定された前記膝関節角度のグラフ情報を記憶する記憶手段と、
前記記憶手段に記憶された前記膝関節角度のグラフ情報に従って、前記角度検出手段により検出された膝関節角度に基づいて、前記駆動手段を制御する制御手段と、
を備え、ユーザの歩行動作を補助する歩行補助装置であって、
前記制御手段は、前記角度検出手段により検出された前記遊脚開始の膝関節角度が増加するに従がって、前記記憶手段の遊脚屈曲時間を短く設定する、
ことを特徴とする歩行補助装置である。
この一態様によれば、遊脚開始の膝関節角度が増加するに従がって遊脚屈曲時間を短く設定される。これにより、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎる場合でも遊脚屈曲時間が短く設定され自然な歩容動作に近づけることができる。 In order to achieve the above object, one embodiment of the present invention provides:
A thigh frame to be worn on the user's thigh;
A lower leg frame connected to the upper leg frame via a knee joint and attached to the user's lower leg;
Angle detection means for detecting a knee joint angle at which the lower leg frame bends with respect to the upper leg frame;
Driving means for driving the knee joint;
In the swing leg period during the gait movement of the user, the knee joint angle monotonously increases during the swing leg bending time from the start of the swing leg to the maximum swing of the swing leg, and the knee joint angle following the swing leg bending time increases. Storage means for storing graph information of the knee joint angle set so as to monotonously decrease in the free leg extension time from the maximum leg flexion to the end of the free leg;
Control means for controlling the drive means based on the knee joint angle detected by the angle detection means according to the graph information of the knee joint angle stored in the storage means;
A walking assistance device that assists the user's walking movement,
The control means sets the free leg bending time of the storage means to be shorter as the knee joint angle at the start of the free leg detected by the angle detection means increases.
This is a walking assist device.
According to this aspect, the free leg flexing time is set shorter as the knee joint angle at the start of the free leg increases. Thereby, even when the actual knee start angle of the user's free leg start is too large at a specific gait timing, the free leg bending time can be set to be short and approximate to a natural gait operation.

本発明によれば、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎる場合でも、遊脚屈曲時間が短く設定され自然な歩容動作に近づけることができる歩行補助装置を提供することができる。   According to the present invention, at a specific gait timing, even when the actual knee joint angle of the user's actual free leg start is too large, the walking leg bending time is set to be short and can approximate a natural gait operation. An apparatus can be provided.

本発明の一実施形態に係る歩行補助装置の概略的な構成を示す斜視図である。It is a perspective view showing a schematic structure of a walking auxiliary device concerning one embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態に係る歩行補助装置の概略的なシステム構成を示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating a schematic system configuration of a walking assistance device according to an embodiment of the present invention. ユーザの歩容動作を決めるグラフ情報の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the graph information which determines a user's gait operation. 操作部の操作画面の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the operation screen of an operation part. 遊脚屈曲角度と遊脚開始角度の偏差の単調増加関数の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the monotone increase function of the deviation of a free leg bending angle and a free leg start angle. 補正後遊脚屈曲時間に基づいて変更したグラフ情報の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the graph information changed based on the correction | amendment free leg bending time. 遊脚開始時の膝関節角度が大きく遊脚屈曲時間が不自然に長くなった状態の一例を示す図である。It is a figure which shows an example in the state where the knee joint angle at the time of a free leg start was large, and the free leg bending time became unnaturally long.

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
図１は、本発明の一実施形態に係る歩行補助装置の概略的な構成を示す斜視図である。図２は、本発明の一実施形態に係る歩行補助装置の概略的なシステム構成を示すブロック図である。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a perspective view showing a schematic configuration of a walking assist device according to an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a block diagram showing a schematic system configuration of the walking assist device according to the embodiment of the present invention.

本実施形態に係る歩行補助装置１は、例えば、歩行を行うユーザの脚部（患脚部など）に装着され、ユーザの歩行動作を補助する。歩行補助装置１は、上腿フレーム２と、上腿フレーム２に膝関節部３を介して連結された下腿フレーム４と、下腿フレーム４に足首関節部５を介して連結された足平フレーム６と、膝関節部３を回転駆動するモータユニット７と、足首関節部５の可動範囲を調整する調整機構８と、膝関節角度を検出する角度センサ９と、モータユニット７を制御する制御部１０と、を有している。なお、上記歩行補助装置１の構成は一例であり、これに限られない。例えば、歩行補助装置１は、足首関節部５を回転駆動するモータユニットを備えていてもよい。   The walking assist device 1 according to the present embodiment is attached to, for example, a leg portion (such as an affected leg portion) of a user who walks, and assists the user's walking motion. The walking assist device 1 includes an upper leg frame 2, a lower leg frame 4 connected to the upper leg frame 2 via a knee joint 3, and a foot frame 6 connected to the lower leg frame 4 via an ankle joint 5. A motor unit 7 that rotationally drives the knee joint 3, an adjustment mechanism 8 that adjusts the movable range of the ankle joint 5, an angle sensor 9 that detects the knee joint angle, and a controller 10 that controls the motor unit 7. And have. In addition, the structure of the said walking assistance apparatus 1 is an example, and is not restricted to this. For example, the walking assist device 1 may include a motor unit that rotationally drives the ankle joint 5.

上腿フレーム２は、ユーザの脚部の上腿部に装着されている。下腿フレーム４はユーザの脚部の下腿部に装着されている。足平フレーム６は、ユーザの脚部の足平部に装着されている。   The upper thigh frame 2 is attached to the upper thigh of the user's leg. The lower leg frame 4 is attached to the lower leg of the user's leg. The foot frame 6 is attached to the foot of the user's leg.

足平フレーム６には、ユーザの足平部の足裏に掛かる荷重を検出する足裏荷重センサユニット１１が設けられている。足裏荷重センサユニット１１は、ユーザの足平部の足裏に掛かる垂直荷重を検出する複数の垂直荷重センサを有している。足裏荷重センサユニット１１は、有線又は無線を介して制御部１０に接続されており、検出した荷重値を制御部１０に出力する。   The foot frame 6 is provided with a foot load sensor unit 11 that detects a load applied to the sole of the foot portion of the user. The sole load sensor unit 11 includes a plurality of vertical load sensors that detect a vertical load applied to the sole of the foot of the user. The sole load sensor unit 11 is connected to the control unit 10 via a wire or wirelessly, and outputs the detected load value to the control unit 10.

モータユニット７は、駆動手段の一具体例である。モータユニット７は、例えば、モータ、減速機構などで構成されている。モータユニット７は、有線又は無線を介して制御部１０に接続されており、制御部１０からの制御信号に応じて駆動する。   The motor unit 7 is a specific example of a driving unit. The motor unit 7 includes, for example, a motor, a speed reduction mechanism, and the like. The motor unit 7 is connected to the control unit 10 via a wire or wirelessly and is driven according to a control signal from the control unit 10.

角度センサ９は、角度検出手段の一具体例である。角度センサ９は、膝関節部３に設けられている。角度センサ９は、例えば、ポテンショメータやロータリーエンコーダである。角度センサ９は、上腿フレーム２に対し下腿フレーム４が屈曲する膝関節角度を検出する。角度センサ９は、有線又は無線を介して制御部１０に接続されており、検出した膝関節角度を制御部１０に出力する。   The angle sensor 9 is a specific example of an angle detection unit. The angle sensor 9 is provided at the knee joint 3. The angle sensor 9 is, for example, a potentiometer or a rotary encoder. The angle sensor 9 detects the knee joint angle at which the lower leg frame 4 bends with respect to the upper leg frame 2. The angle sensor 9 is connected to the control unit 10 via a wire or wirelessly, and outputs the detected knee joint angle to the control unit 10.

制御部１０は、制御手段の一具体例である。制御部１０は、角度センサ９からの膝関節角度に基づいて、モータユニット７の駆動を制御し、ユーザの歩行動作を補助する。
制御部１０は、例えば、演算処理、制御処理等と行うＣＰＵ（Central Processing Unit）１０ａ、ＣＰＵ１０ａによって実行される演算プログラム、各種のデータを記憶するＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）からなるメモリ１０ｂ、外部と信号の入出力を行うインターフェイス部（Ｉ／Ｆ）１０ｃ、などからなるマイクロコンピュータを中心にして、ハードウェア構成されている。ＣＰＵ１０ａ、メモリ１０ｂ及びインターフェイス部１０ｃは、データバスなどを介して相互に接続されている。
制御部１０は、モータユニット７と分離しているが、モータユニット７に設けられる構成であってもよい。 The control unit 10 is a specific example of a control unit. The control unit 10 controls the drive of the motor unit 7 based on the knee joint angle from the angle sensor 9 and assists the user's walking motion.
The control unit 10 includes, for example, a CPU (Central Processing Unit) 10a that performs arithmetic processing, control processing, and the like, an arithmetic program executed by the CPU 10a, a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory) that store various data. The hardware is composed mainly of a microcomputer including a memory 10b and an interface unit (I / F) 10c for inputting / outputting signals to / from the outside. The CPU 10a, the memory 10b, and the interface unit 10c are connected to each other via a data bus or the like.
The control unit 10 is separated from the motor unit 7, but may be configured to be provided in the motor unit 7.

メモリ１０ｂは記憶手段の一具体例である。メモリ１０ｂは、例えば、図３に示すような、ユーザの歩容動作を決めるグラフ情報を記憶する。   The memory 10b is a specific example of storage means. The memory 10b stores, for example, graph information that determines a user's gait motion as shown in FIG.

ユーザの歩容動作は、立脚期間と遊脚期間とを交互に繰り返す。グラフ情報には、ユーザの歩容動作中の遊脚期間において、膝関節角度が遊脚開始から遊脚最大屈曲までの遊脚屈曲時間において単調増加し、該遊脚屈曲時間に続く膝関節角度が遊脚最大屈曲から遊脚終了（立脚時目標角度）までの遊脚伸展時間において単調減少する、ように設定されている。制御部１０は、角度センサ９により検出された膝関節角度が、メモリ１０ｂに設定されたグラフ情報の膝関節角度（遊脚膝関節軌道）に従うように、モータユニット７の駆動を制御する。   The user's gait motion repeats the stance period and the free leg period alternately. In the graph information, the knee joint angle monotonically increases during the free leg flexion time from the start of the free leg to the maximum flexion of the free leg during the free leg period during the gait movement of the user, and the knee joint angle following the free leg flexion time Is set to monotonically decrease in the free leg extension time from the maximum flexion of the free leg to the end of the free leg (target angle when standing). The control unit 10 controls the drive of the motor unit 7 so that the knee joint angle detected by the angle sensor 9 follows the knee joint angle (free leg knee joint trajectory) of the graph information set in the memory 10b.

制御部１０は、例えば、歩行補助装置１の足平フレーム６の足裏荷重センサユニット１１の各垂直荷重センサにより検出された荷重値を加算した足裏総荷重量が閾値以下となるとき、ユーザの足平部の抜重を検出する。なお、閾値は、例えば、足平部が抜重状態となるときの値が予め実験的に求められ、上記メモリ１０ｂなどに設定されている。制御部１０は、例えば、ユーザの足平部の抜重を検出したときに、遊脚開始のタイミングであると判定する。制御部１０は、その遊脚開始のタイミングと判定したときに角度センサ９により検出された膝関節角度を、遊脚開始の膝関節角度（遊脚開始角度）とする。   For example, when the total foot load amount obtained by adding the load values detected by the vertical load sensors of the sole load sensor unit 11 of the foot frame 6 of the foot frame 6 of the walking assist device 1 is equal to or less than the threshold, the control unit 10 Detects the weight of the foot part. Note that, for example, the threshold value is experimentally obtained in advance as a value when the foot portion is in a weighted state, and is set in the memory 10b or the like. For example, the control unit 10 determines that it is the start timing of the free leg when the weight of the user's foot is detected. The control unit 10 sets the knee joint angle detected by the angle sensor 9 when determined to be the start timing of the free leg as the knee joint angle (free leg start angle) of the free leg start.

制御部１０には、制御部１０に操作情報を入力するための操作部１２が有線又は無線を介して接続されている。操作部１２は、例えば、操作画面、キーボード、タッチパネルなどのユーザインターフェースを有している。図４は、操作部の操作画面の一例である。ユーザは、操作部１２を介して、メモリ１０ｂのグラフ情報における遊脚最大屈曲の膝関節角度（遊脚最大屈曲角度）、遊脚屈曲時間、遊脚終了の膝関節角度（遊脚終了角度）、及び遊脚伸展時間を設定、変更（増減）することができる。例えば、理学療法士が、リハビリ患者（ユーザ）の歩行速度や歩幅等を見ながら、操作部１２を介して、上記遊脚の遊脚屈曲時間、及び遊脚伸展時間を設定することができる。   An operation unit 12 for inputting operation information to the control unit 10 is connected to the control unit 10 via a wired or wireless connection. The operation unit 12 has, for example, a user interface such as an operation screen, a keyboard, and a touch panel. FIG. 4 is an example of an operation screen of the operation unit. The user, via the operation unit 12, the knee joint angle of the free leg maximum flexion (maximum free leg flexion angle), the free leg flexion time, and the knee joint angle of the free leg end (free leg end angle) in the graph information of the memory 10 b. , And free leg extension time can be set and changed (increase / decrease). For example, the physical therapist can set the free leg bending time and the free leg extension time of the free leg via the operation unit 12 while looking at the walking speed, stride, etc. of the rehabilitation patient (user).

ここで、グラフ情報の遊脚開始角度は、例えば０°に近い値が設定されている。このため、このグラフ情報の遊脚開始の膝関節角度を、ユーザの実際の膝関節角度に対して滑らかに接続されるように（立脚から遊脚への遷移時に滑らかな膝関節軌道をとるように）、遊脚期間が来る度に、適宜設定し直す必要がある。
この場合、従来のように、一旦、遊脚屈曲時間及び遊脚伸展時間が設定され固定されたままの場合、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎるときは、遊脚屈曲時間が不自然に長くなり、ユーザの歩容動作が不自然となる。 Here, the free leg start angle of the graph information is set to a value close to 0 °, for example. For this reason, the knee joint angle at the start of the free leg in this graph information is smoothly connected to the actual knee joint angle of the user (so that a smooth knee joint trajectory is taken at the transition from the standing leg to the free leg). ), It is necessary to reset it appropriately whenever the free leg period comes.
In this case, if the free leg bending time and the free leg extension time are once set and fixed as in the conventional case, the actual knee joint angle of the user's actual free leg start is too large at a specific gait timing. Sometimes, the free leg bending time becomes unnaturally long, and the user's gait motion becomes unnatural.

例えば、ユーザの歩容は一歩踏み出す毎に変化する可能があり、図７に示す如く、遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎる場合、遊脚開始から遊脚最大屈曲までの遊脚屈曲時間が不自然に長くなり、明らかに不自然な遊脚軌道となる。   For example, the user's gait may change each time one step is taken, and as shown in FIG. 7, when the knee joint angle at the start of the free leg is too large, the free leg bending time from the start of the free leg to the maximum bending of the free leg Unnaturally long and obviously unnatural swing trajectory.

これに対し、本実施形態に係る制御部１０は、角度センサ９により検出された遊脚開始の膝関節角度が増加するに従がって、メモリ１０ｂの遊脚屈曲時間を短く設定する。これにより、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始の膝関節角度が大き過ぎる場合でも遊脚屈曲時間が短く設定され自然な歩容動作に近づけることができる。   On the other hand, the control unit 10 according to the present embodiment sets the free leg bending time of the memory 10b to be short as the free leg start knee joint angle detected by the angle sensor 9 increases. Thereby, even when the actual knee start angle of the user's free leg start is too large at a specific gait timing, the free leg bending time can be set to be short and approximate to a natural gait operation.

制御部１０は、例えば、下記式を用いて、角度センサ９により検出された遊脚開始角度が増加するに従がって遊脚屈曲時間を短くした補正後の遊脚屈曲時間（以下、補正後遊脚屈曲時間）Ｔｂｎｄを算出する。
補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄ＝（遊脚屈曲角度−遊脚開始角度）／遊脚屈曲角度×遊脚屈曲時間
上記式において、遊脚屈曲角度＝遊脚最大屈曲角度−遊脚終了角度、とする。 The control unit 10 uses, for example, the following formula to correct the free leg bending time after correction (hereinafter, correction) in which the free leg bending time is shortened as the free leg start angle detected by the angle sensor 9 increases. (Rear swinging time) T bnd is calculated.
Corrected free leg bending time T bnd = ( Free leg bending angle− Free leg starting angle) / Free leg bending angle × Free leg bending time In the above formula, free leg bending angle = free leg maximum bending angle−free leg end angle, And

なお、制御部１０は、遊脚屈曲角度と遊脚開始角度の偏差の単調増加関数（図５）を用いて、補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄを算出してもよい。
制御部１０は、上記算出した補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄに基づいてメモリ１０ｂのグラフ情報を変更する。 Note that the control unit 10 may calculate the corrected free leg bending time T bnd using a monotonically increasing function (FIG. 5) of the deviation between the free leg bending angle and the free leg starting angle.
The control unit 10 changes the graph information in the memory 10b based on the calculated corrected free leg flexion time Tbnd .

制御部１０は、上記算出した補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄに基づいて、下記式を用いて遊脚屈曲軌道θ（ｔ）を算出する。

Figure 2017099796
Based on the calculated corrected free leg bending time Tbnd , the control unit 10 calculates the free leg bending trajectory θ (t) using the following equation.
Figure 2017099796

上記式において、遊脚開始角度をθｓ[ｒａｄ]、遊脚の膝関節角度をθｂｎｄ[ｒａｄ]、補正後遊脚屈曲時間をＴｂｎｄ［ｓ］、遊脚開始時の膝関節角速度をｖ［ｒａｄ／ｓ］、遊脚屈曲の経過時間をｔ［ｓ］とする。 In the above equation, the swing leg start angle is θ s [rad], the knee joint angle of the swing leg is θ bnd [rad], the corrected swing leg flexion time is T bnd [s], and the knee joint angular velocity at the start of the swing leg is Let v [rad / s] and the elapsed time of the free leg bend be t [s].

制御部１０は、下記式を用いて遊脚伸展軌道θ（ｔ）を算出する。

Figure 2017099796
上記式において、遊脚終了角度をθｆｉｎ［ｒａｄ］、遊脚伸展時間をＴｅｘｔ［ｓ］、遊脚伸展の経過時間をｔ［ｓ］とする。 The control unit 10 calculates the free leg extension trajectory θ (t) using the following equation.
Figure 2017099796
 In the above equation, the free leg end angle is θ fin [rad], the free leg extension time is T ext [s], and the free leg extension elapsed time is t [s].

制御部１０は、上記算出した遊脚屈曲軌道及び遊脚伸展軌道を基づいてメモリ１０ｂのグラフ情報を変更する。図６は補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄに基づいて変更したグラフ情報の一例を示す図である。図６に示すように、遊脚開始角度が大きいため、遊脚屈曲時間（補正後遊脚屈曲時間Ｔｂｎｄ）を短く設定され、自然な膝関節軌道となっていることが分かる。制御部１０は、変更したグラフ情報に基づいてモータユニット７の駆動を制御する。したがって、自然な歩容動作に近づけることができる。 The control unit 10 changes the graph information in the memory 10b based on the calculated free leg bending trajectory and free leg extension trajectory. FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the graph information changed based on the corrected free leg bending time T bnd . As shown in FIG. 6, since the free leg start angle is large, it can be seen that the free leg flexing time (corrected free leg flexing time T bnd ) is set short and the natural knee joint trajectory is obtained. The control unit 10 controls driving of the motor unit 7 based on the changed graph information. Therefore, it is possible to approach a natural gait operation.

以上、本実施形態において、制御部１０は、角度センサ９により検出された遊脚開始角度が増加するに従がって、遊脚屈曲時間を短く設定する。これにより、特定の歩容タイミングにおいて、ユーザの実際の遊脚開始角度が大き過ぎる場合でも遊脚屈曲時間が短く設定され自然な歩容動作に近づけることができる。   As described above, in the present embodiment, the control unit 10 sets the free leg bending time to be shorter as the free leg start angle detected by the angle sensor 9 increases. Thereby, even when the actual swing leg start angle of the user is too large at a specific gait timing, the swing leg bending time is set to be short and can approach a natural gait operation.

なお、本発明は上記実施の形態に限られたものではなく、趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更することが可能である。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be changed as appropriate without departing from the spirit of the present invention.

なお、上述の実施形態では、本発明をハードウェアの構成として説明したが、本発明は、これに限定されるものではない。本発明は、制御部１０の処理を、ＣＰＵ（Central Processing Unit）にコンピュータプログラムを実行させることにより実現することも可能である。この場合、コンピュータプログラムは、記録媒体に記録して提供することも可能であり、また、インターネットその他の通信媒体を介して伝送することにより提供することも可能である。また、記憶媒体には、例えば、フレキシブルディスク、ハードディスク、磁気ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、ＲＯＭカートリッジ、バッテリバックアップ付きＲＡＭメモリカートリッジ、フラッシュメモリカートリッジ、不揮発性ＲＡＭカートリッジ等が含まれる。また、通信媒体には、電話回線等の有線通信媒体、マイクロ波回線等の無線通信媒体等が含まれる。   In the above-described embodiment, the present invention has been described as a hardware configuration, but the present invention is not limited to this. The present invention can also realize the processing of the control unit 10 by causing a CPU (Central Processing Unit) to execute a computer program. In this case, the computer program can be provided by being recorded on a recording medium, or can be provided by being transmitted via the Internet or another communication medium. The storage medium includes, for example, a flexible disk, hard disk, magnetic disk, magneto-optical disk, CD-ROM, DVD, ROM cartridge, RAM memory cartridge with battery backup, flash memory cartridge, and nonvolatile RAM cartridge. The communication medium includes a wired communication medium such as a telephone line, a wireless communication medium such as a microwave line, and the like.

１ 歩行補助装置、２ 上腿フレーム、３ 膝関節部、４ 下腿フレーム、５ 足首関節部、６ 足平フレーム、７ モータユニット、８ 調整機構、９ 角度センサ、１０ 制御部、１１ 足裏荷重センサユニット、１２ 操作部   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Walking assistance device, 2 Upper leg frame, 3 Knee joint part, 4 Lower leg frame, 5 Ankle joint part, 6 Foot frame, 7 Motor unit, 8 Adjustment mechanism, 9 Angle sensor, 10 Control part, 11 Foot load sensor Unit, 12 operation unit

Claims (1)

ユーザの上腿に装着される上腿フレームと、
前記上腿フレームに膝関節を介して連結され、ユーザの下腿に装着される下腿フレームと、
前記上腿フレームに対し前記下腿フレームが屈曲する膝関節角度を検出する角度検出手段と、
前記膝関節を駆動する駆動手段と、
ユーザの歩容動作中の遊脚期間において、前記膝関節角度が遊脚開始から遊脚最大屈曲までの遊脚屈曲時間において単調増加し、該遊脚屈曲時間に続く前記膝関節角度が前記遊脚最大屈曲から遊脚終了までの遊脚伸展時間において単調減少する、ように設定された前記膝関節角度のグラフ情報を記憶する記憶手段と、
前記記憶手段に記憶された前記膝関節角度のグラフ情報に従って、前記角度検出手段により検出された膝関節角度に基づいて、前記駆動手段を制御する制御手段と、
を備え、ユーザの歩行動作を補助する歩行補助装置であって、
前記制御手段は、前記角度検出手段により検出された前記遊脚開始の膝関節角度が増加するに従がって、前記記憶手段の遊脚屈曲時間を短く設定する、
ことを特徴とする歩行補助装置。 A thigh frame to be worn on the user's thigh;
A lower leg frame connected to the upper leg frame via a knee joint and attached to the user's lower leg;
Angle detection means for detecting a knee joint angle at which the lower leg frame bends with respect to the upper leg frame;
Driving means for driving the knee joint;
In the swing leg period during the gait movement of the user, the knee joint angle monotonously increases during the swing leg bending time from the start of the swing leg to the maximum swing of the swing leg, and the knee joint angle following the swing leg bending time increases. Storage means for storing graph information of the knee joint angle set so as to monotonously decrease in the free leg extension time from the maximum leg flexion to the end of the free leg;
Control means for controlling the drive means based on the knee joint angle detected by the angle detection means according to the graph information of the knee joint angle stored in the storage means;
A walking assistance device that assists the user's walking movement,
The control means sets the free leg bending time of the storage means to be shorter as the knee joint angle at the start of the free leg detected by the angle detection means increases.
A walking assistance device characterized by that.
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