JP2021090516A - 歩行状態判定装置、歩行補助装置及び制御プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】簡易な演算処理で人の歩行状態を精度良く検出できる歩行状態判定装置を提供する。【解決手段】歩行状態判定装置４は、人の歩行状態（例えば、歩行訓練をしている脚の状態が遊脚か立脚か）を判定するもので、例えば、歩行訓練システム１において、訓練者Ｕの補助を行うタイミングの判定などに好適である。歩行状態判定装置は、人の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサと、測距センサの検出した床面までの距離に基づいて人の歩行状態を判定する演算部と、を備える。【選択図】図１

Description

本発明は、歩行状態判定装置、歩行補助装置及び制御プログラムに関するものである。

訓練者が歩行訓練を行うために用いられる歩行訓練システムが知られている。歩行訓練システムでは、訓練者の歩行状態に合わせて適切な補助を行う必要があるため、訓練中における訓練者の歩行状態（例えば、歩行訓練をしている脚の状態が遊脚か立脚か）を判定する必要がある。特許文献１には、歩行動作において股関節を中心に回転する大腿部の加速度を検出する加速度センサ、膝関節を中心に回転する下腿部の角速度を検出する角速度センサにより、歩行周期における複数の判別区間（遊脚期の前期・後期及び立脚期）を検出する技術が記載されている。特許文献１には、さらに、上記検出結果に基づいて大腿、下腿に電気刺激を付与するタイミングを制御することが記載されている。

特開２０１３−１２３５３２号公報

特許文献１に記載の技術では、加速度センサや角速度センサでは、加速度や角速度情報を積分する際に誤差が蓄積されるので、歩行状態を精度良く検出できない場合があった。また、加速度センサや角速度センサでは演算処理（フィルタ処理）が複雑になるという問題もある。

本発明は、以上の背景に鑑みなされたものであり、簡易な演算処理で人の歩行状態を精度良く検出できる歩行状態判定装置を提供することを目的とする。

本発明の一実施態様に係る歩行状態判定装置は、人の歩行状態を判定する歩行状態判定装置であって、前記人の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサと、前記測距センサの検出した床面までの距離に基づいて前記人の歩行状態を判定する演算部と、を備えるものである。

訓練者の歩行を補助する歩行補助システムでは、訓練者の歩行状態に合わせて適切な補助を行うために、訓練中における訓練者の歩行状態を判定する必要がある。歩行状態判定装置では、人の歩行中において、人の下肢の所定の部位に取り付けられた測距センサによる床面までの距離を検出する。人の歩行中において、人の下肢の所定の部位に取り付けられた測距センサにより検出された床面までの距離は変化する。このため、測距センサにより検出された床面までの距離によって、人の歩行状態を判定することができる。また、演算部において、例えば、予め採取された歩行周期における人の下肢の所定の部位から床面までの距離の時系列データと、測距センサによる検出値と、の比較を行うなどすれば、比較的簡易な演算処理で精度良く人の歩行状態を判定することができる。

また、前記演算部が、前記測距センサの検出値が予め定めた第１の閾値を超えた状態から前記第１の閾値を下回ったときに、前記人の歩行において、前記測距センサが取り付けられた前記下肢が遊脚から立脚に移行するタイミングであると判定するようにしてもよい。

さらに、前記演算部が、前記測距センサの検出値が予め定めた第２の閾値以下の状態から前記第２の閾値を上回ったときに、前記人の歩行において、前記測距センサが取り付けられた前記下肢が立脚から遊脚に移行するタイミングと判定するようにしてもよい。

さらに、前記演算部が、前記測距センサの検出値の変化率によって、前記人の歩行状態を判定するようにしてもよい。

前記測距センサの取り付け位置は前記人のふくらはぎ部であるのが好ましい。発明者らによる鋭意研究により、人のふくらはぎ部に測距センサを取り付けした場合、歩行中において、測距センサ４ａによる床面までの距離の検出値が最も顕著に変化することが分かった。よって、人のふくらはぎ部に測距センサを取り付けした場合には、人の歩行状態の識別を特に精度良く行うことができる。

本発明の一実施態様に係る歩行補助装置は、訓練者の歩行状態に合わせて前記訓練者の膝関節の動きを補助する歩行補助装置であって、前記膝関節の屈曲方向に抵抗力を与えるダンパと、前記ダンパの抵抗力を制御する制御部と、前記訓練者の歩行状態を判定する歩行状態判定装置と、を有し、前記歩行状態判定装置は、前記訓練者の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサと、前記測距センサの検出した床面までの距離に基づいて前記訓練者の歩行状態を判定する演算部と、を備え、前記制御部は、前記演算部から送信されてきた前記訓練者の歩行状態に応じて前記ダンパの抵抗力を調節するものである。これによれば、簡易な演算処理で人の歩行状態を精度良く検出できるので、訓練者の歩行の補助が適切に行われるようにすることができる。

本発明の一実施態様に係る制御プログラムは、人の歩行状態を判定する歩行状態判定装置の制御プログラムであって、前記人の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサにより床面までの距離を検出するステップと、前記床面までの距離に基づいて前記人の歩行状態を判定するステップと、を前記歩行状態判定装置のコンピュータに実行させるものである。簡易な演算処理で人の歩行状態を精度良く検出できる。

本発明によれば、簡易な演算処理で人の歩行状態を精度良く検出できる。

本実施の形態に係る歩行状態判定装置を適用する歩行訓練システムの概略構成を示す斜視図である。 歩行訓練システムにおける歩行補助装置の正面図である。 訓練者が歩行補助装置を装着した状態を示す斜視図である。 歩行訓練システムのブロック図である。 本実施の形態に係る歩行状態判定装置の構成を示す模式図である。 訓練者の歩行状態を判定方法について説明する模式図である。 歩行状態判定装置における、訓練者の歩行状態を判定する処理の流れを示すフローチャートである。 変形例２に係る、靴に取り付けするタイプの歩行状態判定装置の概略構成の一例を示す模式図である。

以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、特許請求の範囲に係る発明を以下の実施形態に限定するものではない。また、実施形態で説明する構成の全てが課題を解決するための手段として必須であるとは限らない。説明の明確化のため、以下の記載及び図面は、適宜、省略、及び簡略化がなされている。各図面において、同一の要素には同一の符号が付されており、必要に応じて重複説明は省略されている。

本実施の形態に係るに係る歩行状態判定装置は、歩行訓練システムに適用されるもので、人（訓練者）の歩行状態を判定する。まず、本実施の形態に係る歩行状態判定装置を適用する歩行訓練システムの構成について説明する。
図１は、実施の形態１に係る歩行状態判定装置を適用する歩行訓練システムの構成について説明する模式図である。図１に示すように、歩行訓練システム１は、訓練者Ｕの脚部に装着された歩行補助装置２と、訓練者Ｕの歩行訓練を行う訓練装置３と、歩行状態判定装置４と、を備えている。

歩行補助装置２は、例えば、歩行訓練を行う訓練者Ｕの患脚に装着され、訓練者Ｕの歩行を補助する。訓練者Ｕが膝関節に歩行補助装置２を装着した状態で歩行訓練を行う。歩行補助装置２は、膝関節の屈曲方向に抵抗力を与える。図２は、歩行補助装置２の正面図である。図３は、訓練者Ｕが歩行補助装置２を装着した状態を示す斜視図である。図３では、訓練者Ｕが左脚に歩行補助装置２を装着した例を示している。

歩行補助装置２は、サポータ２１と、ダンパ２２と、上腿フレーム２３と、下腿フレーム２４、を備えている。歩行補助装置２の下側には短下肢装具２５（図２では一部省略）が取り付けられていてもよい。サポータ２１は、樹脂材料や繊維材料などの伸縮可能な材料により形成されている。サポータ２１は膝関節及びその周辺、具体的には、上腿ＵＬから下腿ＬＬに渡って配置される。なお、上腿ＵＬは股関節から膝関節までの部分を示し、下腿ＬＬは、膝関節から足首関節までの部分を示す。上腿ＵＬ、下腿ＬＬ、及び足平ＦＴをまとめて下肢とする。

サポータ２１は、歩行補助装置２を膝関節に装着するための面ファスナ２１ａを有している。訓練者Ｕは、サポータ２１を脚部の周りに巻き回して、面ファスナ２１ａで固定する。面ファスナ２１ａは、膝関節の上下、具体的には、上腿ＵＬの前側、及び下腿ＬＬの前側にそれぞれ設けられている。面ファスナ２１ａを用いることで、訓練者Ｕは、歩行補助装置２を容易に脱着することができる。さらに、歩行補助装置２が訓練者Ｕの膝関節からずれるのを防止できる。面ファスナ２１ａにより、訓練者Ｕは、圧迫度合いを調整することができる。さらに，面ファスナ２１ａが外れたり、サポータ２１がずれたりするのを防止するために、固定バンド２１ｂを設けてもよい。

サポータ２１の側部には上腿フレーム２３、及び下腿フレーム２４が取り付けられている。上腿フレーム２３は、上腿ＵＬに沿って配置されている。下腿フレーム２４は、下腿ＬＬに沿って配置されている。上腿フレーム２３と下腿フレーム２４とが、ダンパ２２を介して連結されている。ダンパ２２は、例えば、ロータリーダンパであり、膝関節の側部に位置する。具体的には、ダンパ２２の回転軸Ａｘが膝関節の軸とほぼ一致するように膝関節の高さにダンパ２２が配置される。上腿フレーム２３と下腿フレーム２４は、ダンパ２２の回転軸Ａｘ周りに回転可能なリンク機構を構成している。

ダンパ２２は、膝関節の屈曲方向に抵抗力を与える。例えば、ダンパ２２は、オイル等の流体の粘性抵抗を利用して、膝関節の屈曲方向の回転を減速させる。ダンパ２２は一方向にのみ抵抗力を与える一方向ダンパとすることが好ましい。ダンパ２２は、膝関節の伸展方向の抵抗力を与えないようにフリーとなっている。ダンパ２２は、後述する制御部により抵抗力を調節する。

サポータ２１の下側には、短下肢装具２５が設けられている。図３に示すように、短下肢装具２５は、訓練者Ｕの下腿ＬＬに沿って配置されている。短下肢装具２５の下端には、足平フレーム２５ａが設けられている。足平フレーム２５ａは、面ファスナや固定バンドなどで訓練者Ｕの足平ＦＴに固定される。

なお、上述した歩行補助装置２の構成は一例であり、これに限られない。訓練者Ｕの脚部に装着され、その歩行を補助できる任意の歩行補助装置が適用可能である。

再び図１を参照し、訓練装置３は、トレッドミル３１と、制御装置３５と、を有している。トレッドミル３１は、訓練者Ｕが歩行するための回転可能なリング状のベルトコンベア３１１を有し、設定速度Ｖｓでベルトコンベア３１１を回転させる。訓練者Ｕは、ベルトコンベア３１１上に乗り、ベルトコンベア３１１の移動に応じて歩行を行う。表示部３６は、訓練者Ｕに対する訓練指示、訓練メニュー、訓練情報（歩行速度、生体情報等）などの情報を表示する。例えば、表示部３６はタッチパネルを備えていてもよく、この場合、訓練者Ｕは表示部３６を介して各種の情報を入力できる。

制御装置３５は、例えば、演算処理、制御処理等と行うＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＣＰＵによって実行される演算プログラム、制御プログラム等が記憶されたＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、各種のデータなどを記憶するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、外部と信号の入出力を行うインターフェイス部（Ｉ／Ｆ）、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。ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ及びインターフェイス部は、データバスなどを介して相互に接続されている。

図４は、歩行訓練システム１のブロック図である。図４に示すように、制御装置３５は、配線などを介して、歩行補助装置２及びトレッドミル３１と接続されている。制御装置３５は、歩行補助装置２の制御部２８から送信されてくる訓練者Ｕの歩行状態に関する情報に基づいて、トレッドミル３１の駆動を制御する。また、制御装置３５は、制御装置３５は、歩行補助装置２の制御部２８から送信されてくる訓練者Ｕの歩行状態に関する情報に基づいて、表示部３６に訓練者Ｕに対する訓練指示、訓練メニュー、訓練情報などの情報を表示させる。歩行補助装置２と歩行状態判定装置４とは、配線などを介して接続されている。歩行補助装置２の制御部２８には、歩行状態判定装置４から訓練者の歩行状態が送信されてくる。歩行補助装置２の制御部２８は、歩行状態判定装置４から送信されてきた訓練者の歩行状態に応じてダンパの抵抗力を調節する。

図５は、本実施の形態に係る歩行状態判定装置４の構成を示す模式図である。図５において、歩行状態判定装置４が訓練者Ｕに装着された状態を示す。なお、本実施の形態に係る歩行状態判定装置４は歩行訓練システム１に組み込まれるが、図５では、説明の便宜上、歩行状態判定装置４のみが訓練者Ｕに装着された状態を示し、歩行訓練システム１におけるその他の構成要素については省略している。

図５に示すように、歩行状態判定装置４は、測距センサ４ａと、演算部４ｂと、固定部４ｃと、を備えている。測距センサ４ａは、訓練者Ｕの下肢の所定の部位に取り付けられ、床面Ｇまでの距離Ｌを測定する。測距センサ４ａとして、ＬＥＤやレーザダイオードなどの光源から対象物に光を照射し、受光素子により受光された当該対象物からの反射光について評価・演算を行って当該対象物までの距離を求める一般的な測距センサを用いることができる。測距センサの測定方式としては、三角測距方式や位相差測距方式が一般的である。三角測距方式は、対象物に照射されたレーザーの反射光を、センサ内にある受光素子にて読み取り、三角測量の原理にて距離計測を行う方法である。位相差測距方式は、投影したレーザーとその反射光の「光の位相差」を検出し、距離測定を行う方法である。

固定部４ｃは、測距センサ４ａを訓練者の所定部位に固定するためのもので、例えば医療用サポータなどのバンドである。測距センサ４ａの取り付け位置は訓練者Ｕの下肢のふくらはぎ部であることが好ましい。発明者らによる鋭意研究により、人のふくらはぎ部に測距センサ４ａを取り付けした場合、歩行中において、測距センサ４ａによる床面までの距離の検出値が最も顕著に変化することが分かった。よって、人のふくらはぎ部に測距センサ４ａを取り付けした場合には、人の歩行状態の識別を特に精度良く行うことができる。

演算部４ｂは、測距センサ４ａの検出した床面Ｇまでの距離Ｌに基づいて訓練者の歩行状態を判定する。演算部４ｂは、例えば、演算処理、制御処理等と行うＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＣＰＵによって実行される演算プログラム、制御プログラム等が記憶されたＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、各種のデータなどを記憶するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、外部と信号の入出力を行うインターフェイス部（Ｉ／Ｆ）、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。ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ及びインターフェイス部は、データバスなどを介して相互に接続されている。

次に、訓練者の歩行状態を判定方法について説明する。なお、以下の説明では、図２、図３および図５についても適宜参照する。
歩行訓練システム１では、訓練者の歩行状態に合わせて適切な補助を行うために、訓練中における訓練者の歩行状態を判定する必要がある。歩行動作において、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚（ここでは右脚）が、立脚状態である間には当該脚にかかる力が相対的に大きくなり、遊脚状態である間には当該脚にかかる力が相対的に小さくなる。このため、歩行補助装置２は、少なくとも、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚が立脚状態である間には、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に大きくして、訓練者の歩行を補助する必要がある。つまり、歩行補助装置２を装着している方の脚が遊脚から立脚に移行するタイミング（第１のタイミング）を検出し、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に大きくする必要がある。

図６は、訓練者の歩行状態を判定方法について説明する模式図である。図６のグラフは、訓練者の歩行中における、訓練者の右脚のふくらはぎ部に装着された測距センサ４ａによって検出された床面までの距離の変化の一例を示す。ここで、縦軸は訓練者の右脚のふくらはぎ部に装着された測距センサ４ａが検出した床面までの距離［ｃｍ］、横軸は時間［ｍｓ］である。

また、当該グラフと対応させて、臨床における歩行分析で一般的に使用される「ランチョ・ロス・アミーゴ方式」による歩行周期の層別を示す。ここで、訓練者Ｕにおいて、健脚をＵ１、歩行補助装置２及び測距センサ４ａを装着している患脚をＵ２で示す。歩行周期はＴ１〜Ｔ８の８層に層別される。Ｔ１は初期接地（Ｉｎｉｔｉａｌ Ｃｏｎｔａｃｔ）、Ｔ２は荷重応答期（Ｌｏａｄｅｉｎｇ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）、Ｔ３は立脚中期（Ｍｉｄ Ｓｔａｎｃｅ）、Ｔ４は立脚終期（Ｔｅｒｍｉｎａｌ Ｓｔａｎｃｅ）である。また、Ｔ５は前遊脚期（Ｐｒｅ−Ｓｗｉｎｇ）、Ｔ６は遊脚初期（Ｉｎｉｔｉａｌ Ｓｗｉｎｇ）、Ｔ７は遊脚中期（Ｍｉｄ Ｓｗｉｎｇ）、Ｔ８は遊脚終期（Ｔｅｒｍｉｎａｌ Ｓｔａｎｃｅ）である。

図６に示すグラフにおいて、Ｔ８の遊脚終期からＴ１の初期接地に移行する間に、測距センサ４ａが検出した床面までの距離が、破線で示す第１の閾値Ｐ１を下回る。よって、歩行状態判定装置４の演算部４ｂは、測距センサ４ａの検出値が予め定めた第１の閾値Ｐ１を超えた状態から第１の閾値Ｐ１を下回ったときに遊脚から立脚に移行するタイミング（第１のタイミング）と判定する。第１の閾値Ｐ１は、予め訓練者の歩行中に採取された、測距センサ４ａの検出値の時系列データから決定する。このように演算部４ｂにおいて第１のタイミングを判定することで、簡易な演算処理で遊脚から立脚に移行するタイミング、すなわち、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に大きくするタイミングを精度良く検出できる。

上述したように、歩行動作において、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚が遊脚状態である間には当該脚にかかる力が相対的に小さくなる。このため、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚が遊脚状態である間には、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に小さくする。遊脚状態である間に歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に小さくするためには、立脚から遊脚に移行するタイミング（第２のタイミング）を検出する必要がある。

図６に示すグラフにおいて、Ｔ４の立脚終期からＴ５の前遊脚期に移行する間に、測距センサ４ａが検出した床面までの距離が、一点鎖線で示す第２の閾値Ｐ２を上回る。よって、歩行状態判定装置４の演算部４ｂは、測距センサ４ａの検出値が予め定めた第２の閾値Ｐ２以下の状態から第２の閾値Ｐ２を上回ったときに立脚から遊脚に移行するタイミング（第２のタイミング）と判定する。第２の閾値Ｐ２は、予め訓練者の歩行中に採取された、測距センサ４ａの検出値の時系列データから決定する。このように演算部４ｂにおいて第２のタイミングを判定することで、簡易な演算処理で立脚から遊脚に移行するタイミング、すなわち、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に大きくするタイミングを精度良く検出できる。

図７は、歩行状態判定装置４の演算部４ｂにおける、訓練者の歩行状態を判定する処理の流れを示すフローチャートである。図７に示すように、まず、測距センサ４ａによる床面までの距離の検出を開始する（ステップＳ１０１）。続いて、測距センサ４ａの検出値が第１の閾値を超えた状態から第１の閾値を下回ったか否かを判定する（ステップＳ１０２）。ステップＳ１０２で予め定めた第１の閾値を超えた状態から第１の閾値を下回ったと判定された場合、訓練者の歩行状態が遊脚から立脚に移行する第１のタイミングであると判定する（ステップＳ１０３）。続いて、歩行状態の判定を終了するか否かを判定する（ステップＳ１０４）。ステップＳ１０４で歩行状態の判定を終了すると判定された場合、処理を終了する。ステップＳ１０４で歩行状態の判定を終了すると判定されなかった場合、処理をステップＳ１０２に戻す。

ステップＳ１０２で予め定めた第１の閾値を超えた状態から第１の閾値を下回ったと判定されなかった場合、測距センサ４ａの検出値が予め定めた第２の閾値以下の状態から第２の閾値を上回ったか否かを判定する（ステップＳ１０５）。ステップＳ１０５で測距センサ４ａの検出値が予め定めた第２の閾値以下の状態から第２の閾値を上回ったと判定された場合、訓練者の歩行状態が立脚から遊脚に移行する第２のタイミングであると判定し（ステップＳ１０６）、処理をステップＳ１０４に進める。ステップＳ１０５で測距センサ４ａの検出値が予め定めた第２の閾値以下の状態から第２の閾値を上回ったと判定されなかった場合、処理をステップＳ１０４に進める。

図４に示す歩行補助装置２の制御部２８は、歩行状態判定装置４により検出された第１のタイミングで、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に大きくする。これにより、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚が立脚状態である間は訓練者の歩行が補助される。また、制御部２８は、歩行状態判定装置４により検出された第２のタイミングで、歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に小さくする。これにより、訓練者の歩行補助装置２を装着している方の脚が遊脚状態である間は訓練者の歩行の補助が軽減される。このようにすることで、歩行補助装置２により、訓練者の歩行の補助が適切に行われるようにすることができる。

歩行補助装置２のダンパの抵抗値を相対的に小さくする、とは、ダンパの抵抗値を０にする場合も含む。このようにする場合、制御部２８では、遊脚から立脚に移行するタイミングで歩行補助装置２のダンパをオンし、立脚から遊脚に移行するタイミングで歩行補助装置２のダンパをオフする、オンオフ制御を行う。

以上で述べたように、訓練者の歩行を補助する歩行補助装置２では、訓練者の歩行状態に合わせて適切な補助を行うために、訓練中における訓練者の歩行状態を判定する必要がある。歩行状態判定装置４では、人の歩行中において、人の下肢の所定の部位に取り付けられた測距センサ４ａによる床面までの距離を検出する。人の歩行中において、人の下肢の所定の部位に取り付けられた測距センサ４ａにより検出された床面までの距離は変化する。このため、測距センサ４ａにより検出された床面までの距離によって、人の歩行状態を判定することができる。また、演算部４ｂにおいて、例えば、予め採取された歩行周期における人の下肢の所定の部位から床面までの距離の時系列データと、測距センサ４ａによる検出値と、の比較を行うなどすれば、比較的簡易な演算処理で精度良く人の歩行状態を判定することができる。

［変形例１］
演算部４ｂにおける歩行状態の判定は、予め定めた閾値に基づいて行う代わりに、測距センサ４ａの検出値の変化率に基づいて行うようにしてもよい。具体的には、演算部４ｂは、図６に示すグラフにおいて、測距センサ４ａの検出値の変化率、すなわち、グラフの傾きが第１の傾き範囲Ｋ１内にあるか否かにより、遊脚から立脚に移行する第１のタイミング（Ｔ８からＴ１に移行する間）を判定する。同様に、演算部４ｂは、グラフの傾きが第２の傾き範囲Ｋ２内にあるか否かにより、立脚から遊脚に移行する第２のタイミング（Ｔ４からＴ５に移行する間）を判定する。なお、第１の傾き範囲及び第２の傾き範囲は、予め訓練者の歩行中に採取された、測距センサ４ａの検出値の時間変化のデータから決定する。これにより、簡易な演算処理で歩行状態を精度良く検出できる。

［変形例２］
上述したように、歩行状態判定装置における測距センサは、訓練者における歩行補助装置を装着している方の下肢のいずれに取り付けられてもよい。このため、歩行状態判定装置における測距センサは、歩行補助装置を装着している方の下肢に履かせている靴に取り付けられるものであってもよい。図８は、変形例２に係る、靴Ｗに取り付けするタイプの歩行状態判定装置１０４の概略構成の一例を示す模式図である。歩行状態判定装置１０４は、測距センサ４ａと、演算部４ｂと、固定部１０４ｃと、を備えている。図８に示すように、歩行状態判定装置１０４における固定部１０４ｃは、靴Ｗのかかとに歩行状態判定装置１０４を着脱することが可能なクリップである。歩行状態判定装置１０４をこのように構成することで、歩行状態判定装置１０４の着脱が容易になる。

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。

１，５０１ 歩行訓練システム
２ 歩行補助装置
３ 訓練装置
４、１０４ 歩行状態判定装置
４ａ 測距センサ
４ｂ 演算部
４ｃ 固定部
２１ サポータ
２２ ダンパ
２３ 上腿フレーム
２４ 下腿フレーム
２５ 短下肢装具
２８ 制御部
３１ トレッドミル
３２ フレーム本体
３５ 制御装置
１０４ｃ 固定部
２１２ 上腿装具
３１１ ベルトコンベア
Ｕ 訓練者

Claims (7)

1. 人の歩行状態を判定する歩行状態判定装置であって、
   前記人の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサと、
   前記測距センサの検出した床面までの距離に基づいて前記人の歩行状態を判定する演算部と、を備える、歩行状態判定装置。
2. 前記演算部が、前記測距センサの検出値が予め定めた第１の閾値を超えた状態から前記第１の閾値を下回ったときに、前記人の歩行において、前記測距センサが取り付けられた前記下肢が遊脚から立脚に移行するタイミングであると判定する、請求項１に記載の歩行状態判定装置。
3. 前記演算部が、前記測距センサの検出値が予め定めた第２の閾値以下の状態から前記第２の閾値を上回ったときに、前記人の歩行において、前記測距センサが取り付けられた前記下肢が立脚から遊脚に移行するタイミングと判定する、請求項２に記載の歩行状態判定装置。
4. 前記演算部が、前記測距センサの検出値の変化率によって、前記人の歩行状態を判定する、請求項１に記載の歩行状態判定装置。
5. 前記測距センサの取り付け位置は前記人のふくらはぎ部である、請求項１から４のいずれか一項に記載の歩行状態判定装置。
6. 訓練者の歩行状態に合わせて前記訓練者の膝関節の動きを補助する歩行補助装置であって、
   前記膝関節の屈曲方向に抵抗力を与えるダンパと、
   前記ダンパの抵抗力を制御する制御部と、
   前記訓練者の歩行状態を判定する歩行状態判定装置と、を有し、
   前記歩行状態判定装置は、
   前記訓練者の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサと、
   前記測距センサの検出した床面までの距離に基づいて前記訓練者の歩行状態を判定する演算部と、を備え、
   前記制御部は、前記演算部から送信されてきた前記訓練者の歩行状態に応じて前記ダンパの抵抗力を調節する、歩行補助装置。
7. 人の歩行状態を判定する歩行状態判定装置の制御プログラムであって、
   前記人の下肢の所定の部位に取り付けられる測距センサにより床面までの距離を検出するステップと、
   前記床面までの距離に基づいて前記人の歩行状態を判定するステップと、を前記歩行状態判定装置のコンピュータに実行させる、制御プログラム。

Images