JP4735461B2

JP4735461B2 - 膝痛緩和装置

Info

Publication number: JP4735461B2
Application number: JP2006203930A
Authority: JP
Inventors: 有紀子三嶋; 孝夫後藤; 松樹山本
Original assignee: Panasonic Corp; Matsushita Electric Works Ltd
Current assignee: Panasonic Corp; Panasonic Electric Works Co Ltd
Priority date: 2006-07-26
Filing date: 2006-07-26
Publication date: 2011-07-27
Anticipated expiration: 2026-07-26
Also published as: JP2008029424A

Description

本発明は、人体に装着されて、歩行時等に生じる膝痛を緩和するための膝痛緩和装置に関するものである。

従来から、歩行時等に生じる膝痛を緩和するために膝に装着される膝痛緩和装置が提供されている。

このような膝痛緩和装置は、主に、膝関節の運動を矯正、制御することにより、膝関節の運動方向の不安定性を支持、又は固定によって改善し、これにより膝関節の痛みを緩和するものであり、主として、硬性膝装具と、軟性膝装具とに大別される（例えば、非特許文献１）。
加倉井周一著、「新編装具治療マニュアル−疾患別・症状別適応−」、第１版、医歯薬出版株式会社、2004年10月10日、p.249−258

前者の硬性膝装具は、大腿から下腿を支持する金属製フレーム構造（支柱）を有するものであり、固定力や変形矯正力に優れているが、装着性や簡便性が悪かった。

一方、後者の軟性膝装具は、硬性膝装具とは異なり金属製フレーム構造を有しておらず、伸縮性等を有する素材を用いて膝やその周辺を圧迫することにより固定力を持たせた弾性サポータ型の装具である。このような軟性膝装具は、硬性膝装具に比べて装着性や簡便性に優れているが、固定力は硬性膝装具より劣っていた。

以上述べたように、従来の膝痛緩和装置では、膝関節の固定力の向上と、装着性の向上とを両立することができていなかった。

本発明は上記事由に鑑みて為されたものであり、膝関節の固定力を向上できるとともに、装着性を向上できる膝痛緩和装置を提供することにある。

上述の課題を解決するために、請求項１の膝痛緩和装置の発明では、人体の下肢に装着されるアクチュエータと、該アクチュエータが装着された下肢の膝にかかる剪断力を検出する剪断力検出手段と、該剪断力検出手段の検出出力を元に前記アクチュエータを制御する制御手段とを備え、該制御手段は、前記検出出力が所定の閾値以上であれば、前記下肢の膝関節を固定するように前記アクチュエータを制御し、前記検出出力が所定の閾値未満であれば、前記下肢の膝関節を固定しないように前記アクチュエータを制御するように構成されていることを特徴とする。

請求項２の膝痛緩和装置の発明では、請求項１の構成に加えて、前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢にかかる床反力とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする。

請求項３の膝痛緩和装置の発明では、請求項１の構成に加えて、前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢の加速度とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする。

請求項４の膝痛緩和装置の発明では、請求項１の構成に加えて、前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢にかかる床反力と、前記下肢の加速度とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする。

請求項５の膝痛緩和装置の発明では、請求項１〜４のいずれか１項の構成に加えて、前記アクチュエータは、人体の下肢の膝を囲繞する筒状に形成されていることを特徴とする。

請求項１〜４の膝痛緩和装置の発明は、膝にかかる剪断力が所定の閾値以上である場合には、アクチュエータにより下肢の膝関節を固定し、剪断力が所定の閾値未満である場合には、アクチュエータにより下肢の膝関節を固定しないようにしているので、膝痛が発生するおそれがあるときのみ膝関節を固定できるようになり、これにより膝痛が発生するおそれがあるときには従来の軟性膝装具に比べて固定力を向上できて、膝痛を緩和できるという効果を奏する上に、膝痛が発生するおそれがないときには従来の硬性の膝痛膝装具に比べて下肢を自由に動かすことができ、これにより装着性を向上できるという効果を奏する。また、膝痛の発生に深い係わりがある膝にかかる剪断力を元にアクチュエータを制御して、膝関節の固定／非固定を行うので、本当に膝関節を固定する必要があるときのみ、アクチュエータにより膝関節の固定を行わせることができるから、好適なタイミングで膝関節を固定でき、これにより膝痛の緩和を確実に行えるとともに、装着性のさらなる向上を図ることができるという効果を奏する。

請求項５の膝痛緩和装置の発明は、アクチュエータが人体の下肢の膝を囲繞する筒状に形成されているので、膝を全周に亘って押さえ込むことができ、これにより膝関節の固定力を向上できて、膝痛をさらに緩和できるという効果を奏する。

以下に、本発明の膝痛緩和装置の一実施形態について図１〜図６を参照して説明する。

本実施形態の膝痛緩和装置は、図１に示すように、人体９の下肢９０（図２（ａ）参照）に装着されるアクチュエータ８と、該アクチュエータ８が装着された下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓ（図３（ａ）参照）を検出する剪断力検出手段１と、該剪断力検出手段１の検出出力である剪断力Ｆｓを元にアクチュエータ８を制御する制御手段７とを備えている。

まず、剪断力検出手段１について説明する。本実施形態では、図２（ｂ）及び図３（ａ），（ｂ）に示すようなリンクモデルを用いて剪断力Ｆｓの検出を行うように構成されており、剪断力Ｆｓを検出するために必要な運動データを得るための検出手段２と、検出手段２で検出した運動データと人体９の身体データを元に剪断力Ｆｓの算出を行う演算手段６とを備えている。

検出手段２は、人体９に装着されるセンサ群からなり、具体的には、アクチュエータ８が装着される下肢（図２では左下肢）９０の足９０ａの裏に装着される圧力センサ３と、下肢９０の足９０ａに装着される足用センサユニット４と、下肢９０の下腿９０ｂに装着される下腿用センサユニット５とを備えている。

圧力センサ（フットセンサ）３は、人体９が歩行等の運動を行った際に、下肢９０の足９０ａにかかる床反力を検出するためのものであり、図２（ａ）に示すように、アクチュエータ８が装着される下肢（図２（ａ）では、左下肢）９０の足９０ａの裏に装着される。

足用センサユニット４は、下肢９０の足９０ａにそれぞれ装着される加速度センサ４ａ及びジャイロセンサ４ｂを有し、これらは一ユニット化されている。

加速度センサ４ａは、人体９が歩行等の運動を行った際に、下肢９０の足９０ａの加速度を検出するためのものであり、ジャイロセンサ４ｂは、人体９が歩行等の運動を行った際に、下肢９０の足９０ａの角速度を検出するためのものである。

また、ジャイロセンサ４ｂは、加速度センサ４ａにより得られた加速度（足用センサユニット４が装着された足９０ａの位置における加速度）を足９０ａの重心位置における加速度に補正するために用いられる。ここで、加速度センサ４ａにより得られた加速度をａ_０、ジャイロセンサ４ｂにより得られた角速度をθ’、足用センサユニット４の装着位置（加速度センサ４ａの装着位置）と足９０ａの重心位置との距離をｒとすると、足９０ａの重心位置における加速度ａ_ｇは、ａ_０＋θ”×ｒ＋θ’×（θ’×ｒ）で与えられる（後述の参考文献１参照）。

下腿用センサユニット５は、下肢９０の下腿９０ｂにそれぞれ装着される加速度センサ５ａ及びジャイロセンサ５ｂを有し、これらは一ユニット化されている。

加速度センサ５ａは、上記の加速度センサ４ａと同様のものであって、人体９が歩行等の運動を行った際に、下肢９０の下腿９０ｂの加速度を検出するために用いられる。また、ジャイロセンサ５ｂは、上記のジャイロセンサ４ｂと同様のものであって、人体９が歩行等の運動を行った際に、下肢９０の下腿９０ｂの角速度を検出するために用いられる。

さらに、ジャイロセンサ５ｂは、加速度センサ５ａにより得られた加速度（下腿用センサユニット５が装着された下腿９０ｂの位置における加速度）を下腿９０ｂの重心位置における加速度に補正するために用いられる。尚、このような加速度の補正方法は、足用センサユニット４の場合と同様の方法を用いている。

尚、これら圧力センサ３、加速度センサ４ａ，５ａ、及びジャイロセンサ４ｂ，５ｂとしては、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）技術を利用した半導体センサを用いている。また尚、ジャイロセンサを用いる代わりに、角度センサを用いるようにしてもよい。

演算手段６は、検出手段２の圧力センサ３と、足用センサユニット４の加速度センサ４ａ及びジャイロセンサ４ｂと、下腿用センサユニット５の加速度センサ５ａ及びジャイロセンサ５ｂとからそれぞれ得られる運動データ、及び予め入力された人体９の身体データ（体重や、身長等）を用いて、膝にかかる剪断力Ｆｓの算出を行うように構成されている。尚、この演算手段６は、人体９の下肢９０の足９０ａ、下腿９０ｂ、及び大腿９０ｃの各質量や、重心位置等の統計データを有しており、入力された人体９の身体データに適応する統計データを取り出して使用するようになっている。

以下に、演算手段６における剪断力Ｆｓの算出方法について図３（ａ），（ｂ）を参照して説明する。ここで、図３（ａ）は、下腿９０ｂのリンクモデルの説明図であり、図３（ｂ）は、足９０ａのリンクモデルの説明図であり、図３（ａ）においてＨは、水平面（ｘｙ平面）を示している。尚、図３（ａ），（ｂ）に示すリンクモデルでは、水平面内における人体９の左右方向をｘ軸方向、水平面内における人体９の前後方向をｙ軸方向、鉛直方向をｚ軸方向と規定している。

図３（ａ），（ｂ）に示すリンクモデルでは、人体９の下肢９０における直進運動（ｙ軸方向及びｚ軸方向）の運動方程式を用いて、膝（すなわち、大腿９０ｃと下腿９０ｂの節点Ｎ_３）にかかる剪断力Ｆｓを算出する。ここで、剪断力Ｆｓは、ｙｚ平面内で、大腿９０ｃと下腿９０ｂの節点Ｎ３に働く力のうち、下腿９０ｂの長軸方向に直交する方向の力成分として定義している。

まず、人体９の足９０ａにおける直進運動（ｙ軸方向及びｚ軸方向）の運動方程式は、図３（ｂ）に示すように、位置Ｐにおいて足９０ａが床面（接地面）から受ける力（以下、「床反力」と称する）のｙ軸成分をＦ_０ｙ、ｚ軸成分をＦ_０ｚとし、足９０ａのつま先（足９０ａと床面（又は地面）等との節点）Ｎ_１の関節反力のｙ軸成分をＦ_１ｙ、ｚ軸成分をＦ_１ｚとし、下腿９０ｂと足９０ａとの節点Ｎ２の関節反力のｙ軸成分をＦ_２ｙ、ｚ軸成分をＦ_２ｚとし、足９０ａの重心位置ｇ_１における加速度のｙ軸成分をａ_１ｙ、ｚ軸成分をａ_１ｚとし、足９０ａの質量をｍ_１とし、重力加速度をｇとすると、それぞれ次式（１），（２）で表すことができる。

ここで、剪断力Ｆｓを算出する際には、境界条件として、Ｆ_１ｙ＝Ｆ_１Ｚ＝０を用いる。すなわち、つま先に関節反力がかかっていないとする。

また、上記式（１），（２）において、床反力のｙ軸成分Ｆ_０ｙ、及びｚ軸成分Ｆ_０ｚは、圧力センサ３より得ることができ、足９０ａの質量ｍ_１は、人体９の身体データより得ることができる。さらに、足９０ａの加速度のｙ軸成分ａ_１ｙ、及びｚ軸成分ａ_１ｚは、足９０ａに装着された足用センサユニット４の加速度センサ４ａ及びジャイロセンサ４ｂと、足用センサユニット４の装着位置と足９０ａの重心位置との距離を用いて算出することができる。尚、足用センサユニット４の装着位置と足９０ａの重心位置との距離は、足用センサユニット４の取り付け時に入力しておく。

したがって、上記式（１），（２）により、節点Ｎ２に働く関節反力のｙ軸成分Ｆ_２ｙ、及びｚ軸成分Ｆ_２ｚが得られる。

次に、人体９の下腿９０ｂにおける直進運動（ｙ軸方向及びｚ軸方向）の運動方程式は、図３（ａ）に示すように、大腿９０ｃと下腿９０ｂの節点Ｎ_３の関節反力のｙ軸成分をＦ_３ｙ、ｚ軸成分をＦ_３ｚとし、下腿９０ｂの重心位置ｇ_２における加速度のｙ軸成分をａ_２ｙ、ｚ軸成分をａ_２ｚとし、下腿９０ｂの質量をｍ_２とすると、それぞれ次式（３），（４）で表すことができる。

上記式（３），（４）において、下腿９０ｂの加速度のｙ軸成分ａ_２ｙ、及びｚ軸成分ａ_２ｚは、下腿９０ｂに装着された下腿用センサユニット５の加速度センサ５ａ及びジャイロセンサ５ｂと、下腿用センサユニット５の取り付け位置と下腿９０ｂの重心位置との距離を用いて算出することができる。尚、下腿用センサユニット５の装着位置と下腿９０ｂの重心位置との距離は、下腿用センサユニット５の装着時に入力しておく。

また、下腿９０ｂの質量ｍ_２は、人体９の身体データより得ることができる。

加えて上記式（１），（２）によりＦ_２ｙ及びＦ_２ｚが得られているため、上記式（３），（４）により節点Ｎ_３に働く関節反力のｙ軸成分Ｆ_３ｙ、及びｚ軸成分Ｆ_３ｚをそれぞれ算出することができる。

ところで、本実施形態では、上述したように人体９の下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを、図３（ａ）に示すように、ｙｚ平面内で、大腿９０ｃと下腿９０ｂの節点Ｎ_３に働く関節反力のうち、下腿９０ｂの長軸方向に直交する方向の力成分としているから、剪断力Ｆｓは次式（５）で表される。

上記式（５）に、上記式（３），（４）により得られた節点Ｎ_３に働く関節反力のｙ軸成分Ｆ_３ｙ、及びｚ軸成分Ｆ_３ｚと、ジャイロセンサ５ｂより得られる角速度θ’より算出されるθとを代入することによって、人体９の下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを得ることができる。

そして、演算手段６は、以上述べたようにして下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを検出し、この剪断力Ｆｓの値を、制御手段７に検出出力として出力する。

アクチュエータ８は、図４（ａ）〜（ｅ）に示すように、人体９の下肢９０の膝を覆うような筒状の本体部８０と、本体部８０の内面に複数設けられるエアバッグ８１とを備えている。ここで、本体部８０は、伸縮性を有する布材等を用いて形成されており、これにより装着が容易に行えるようになっている。また、エアバッグ８１は、制御手段７により厚みが制御されるように構成されている。

次にアクチュエータ８の動作について説明する。例えば、図４（ｂ），（ｃ）に示すように、エアバッグ８１の内部が減圧されてエアバッグ８１が縮んだ状態（厚みが薄くなった状態）では、アクチュエータ８内においてエアバッグ８１で囲まれる空間部が広くなり、これによりアクチュエータ８を装着した場合でも膝関節を自由に動かすことができるようになっている。一方、図４（ｄ），（ｅ）に示すように、エアバッグ８１の内部が加圧されてエアバッグ８１が膨らんだ状態（厚みが厚くなった状態）では、アクチュエータ８内においてエアバッグ８１で囲まれる空間部が狭くなり、これにより膝関節を締め付けて、固定できるようになっている。

制御手段７は、ベルト等を用いて人体９の腰部に装着されるものであり、剪断力検出手段１から得た検出出力（剪断力Ｆｓの値）を元に、アクチュエータ８に制御信号を伝送して、アクチュエータ８の動作を制御するように構成されている。

ここで、剪断力Ｆｓを膝痛発生の判断基準として用いるのは以下の理由による。すなわち、各種センサを用いて被験者の膝にかかる剪断力Ｆｓを計測しながら、膝痛が発生した際に、被験者にスイッチを押してもらうという実験を行ったところ、図５（ａ）に示すように、被験者がスイッチを押した時間ｔ０で、剪断力Ｆｓがピーク付近に位置しているという結果が得られたからである。

以下に、本実施形態の制御手段７についてさらに詳しく説明する。制御手段７は、剪断力検出手段１の検出出力、すなわち剪断力Ｆｓが所定の閾値Ｔｈ以上であれば、人体９の下肢９０の膝関節を固定するようにアクチュエータ８を制御し、剪断力Ｆｓが所定の閾値Ｔｈ未満であれば、下肢９０の膝関節を固定しないようにアクチュエータ８を制御するように構成されている。

例えば、図５（ｂ）に示す場合では、剪断力Ｆｓが閾値Ｔｈ以上となる時間ｔ１〜時間ｔ２までの間、アクチュエータ８を制御して膝関節の固定を行う。この他の剪断力Ｆｓが閾値Ｔｈ未満となっている間は、膝関節を固定しないようにアクチュエータ８を制御するのである。

ところで、制御手段７からアクチュエータ８に制御信号を伝送してから実際にアクチュエータ８が動作して膝関節の固定が行われるまでにはタイムラグがある。そのため、アクチュエータ８の動作は、実際に膝痛が発生する剪断力Ｆｓのピークタイミングよりも前の時点から行わせることが好ましい。この点は、閾値Ｔｈを小さくして、アクチュエータ８の動作のタイミングを早めることで対処することができる。

また、閾値Ｔｈは、人体９が自分に適した値となるように変更できるようにしてもよい。或いは、アクチュエータ８の動作がチャタリング等を起こさないように、剪断力Ｆｓが閾値Ｔｈ以上となった際には、一定期間アクチュエータ８の動作を継続するようにしてもよく、また閾値Ｔｈを変化させることでチャタリングを防止するようにしてもよい。

尚、制御手段７と、剪断力検出手段１及びアクチュエータ８とは、それぞれ図示しないケーブル等を用いて接続されている。また尚、制御手段７と、剪断力検出手段１及びアクチュエータ８との接続は、ケーブル等の有線式のものに限らず、無線等を用いて接続するようにしてもよい。

以上述べた本実施形態の膝痛緩和装置によれば、膝にかかる剪断力Ｆｓが所定の閾値Ｔｈ以上である場合には、アクチュエータ８により下肢９０の膝関節を固定し、剪断力Ｆｓが所定の閾値Ｔｈ未満である場合には、アクチュエータ８により下肢９０の膝関節を固定しないようにしているので、膝痛が発生するおそれがあるときのみ膝関節を固定することができるようになり、これにより膝痛が発生するおそれがあるときには従来の軟性膝装具に比べて固定力を向上できて、膝痛を緩和できるという効果を奏する。その上、膝痛が発生するおそれがないときには従来の硬性の膝痛膝装具に比べて下肢９０を自由に動かすことができ、これにより装着性を向上できるという効果を奏する。

また、膝痛の発生に深い係わりがある膝にかかる剪断力Ｆｓを元にアクチュエータ８を制御して、膝関節の固定／非固定を行うので、本当に膝関節を固定する必要があるときのみ、アクチュエータ８により膝関節の固定を行わせることができるから、好適なタイミングで膝関節を固定でき、これにより膝痛の緩和を確実に行えるとともに、装着性のさらなる向上を図ることができるという効果を奏する。

加えて、アクチュエータ８が人体９の下肢９０の膝を囲繞する筒状に形成されているので、膝を全周に亘って押さえ込むことができ、これにより膝関節の固定力を向上できて、膝痛による痛みをさらに緩和できるという効果を奏する。尚、アクチュエータ８は筒状に形成されているものに限らず、帯状のものを膝に巻きつけることで、膝を囲繞するものであってもよいし、その他の形状であってもよく、要は、膝関節の固定／非固定の切換えを行うことができ、かつ、非固定時には、膝関節の運動の邪魔にならないようなものであればよい。

さらに、足用センサユニット４には、ジャイロセンサ４ｂが設けられているので、足用センサユニット４を正確に足９０ａの重心位置に取り付けなくても、足９０ａの重心位置における加速度を得ることができ、これにより足用センサユニット４の取り付けの自由度が向上するという効果を奏する。この点は、下腿用センサユニット５においても同様である。

ところで、上記の例では、剪断力検出手段１は、アクチュエータ８が装着された下肢９０の関節の角度（すなわち下腿９０ｂの水平面Ｈに対する角度θ）と、下肢９０の足９０ａにかかる床反力のｙ軸成分Ｆ_０Ｙ及びｚ軸成分Ｆ_０Ｚと、下肢９０の足９０ａ及び下腿９０ｂのそれぞれの加速度のｙ軸成分ａ_１ｙ，ａ_２ｙ及びｚ軸成分ａ_１ｚ，ａ_２ｚとをそれぞれ検出する検出手段２として、圧力センサ３と、加速度センサ４ａ，５ａと、ジャイロセンサ４ｂ，５ｂとを有しており、この検出手段２の検出結果を用いて下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを算出するように構成されている。

ここで、関節反力は、例えば上記式（１），（２）等に示されるように、床反力による項と、加速度による項とを有しており、関節反力を床反力と加速度とを用いて算出した場合と、関節反力を床反力のみを用いて算出した場合と、関節反力を加速度のみを用いて算出した場合との各場合において、関節反力の値を比較すると、図６に示すようなグラフが得られた。

図６に示すグラフを参照すれば明らかなように、加速度による項の影響は、床反力の影響に比べて小さい。

そこで、剪断力検出手段１としては、アクチュエータ８が装着された下肢９０の関節の角度と、下肢９０の足９０ａにかかる床反力のｙ軸成分Ｆ_０Ｙ及びｚ軸成分Ｆ_０Ｚとをそれぞれ検出する検出手段として、ジャイロセンサ５ｂと、圧力センサ３とを有し、この検出手段の検出結果を用いて下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを算出するように構成されたものであってもよい。

このようにすれば、加速度センサの分だけ構成を簡略化でき、また、加速度を含む計算を省略できるという効果が得られる。

一方、床反力は、両下腿の質量をそれぞれｍｓ、左下腿の重心位置における加速度をａｓ_Ｌ、右下腿の重心位置における加速度をａｓ_Ｒとし、両大腿の質量をそれぞれｍｔ、左大腿の重心位置における加速度をａｔ_Ｌ、右大腿の重心位置における加速度をａｔ_Ｒとし、頭部及び上肢を含む体幹の質量をｍｕ、該体幹の重心位置における加速度をａｕとすれば、床反力Ｆｒｆは、次式（６）で表すことができる。この点については、参考文献１（大瀧保明、佐川貢一、猪岡光、「加速度センサとジャイロセンサを用いた連続歩行分析アルゴリズム」、日本機械学会論文集（Ｃ編）、社団法人日本機械学会、２００１年３月、６７巻、６５５号、ｐ７８２−７８８）に詳細に記載されている。

つまり、左右の下腿と、左右の大腿と、体幹とにそれぞれ加速度センサを設けることで、床反力Ｆｒｆを求めることができる。

したがって、剪断力検出手段１としては、アクチュエータ８が装着された下肢９０の関節の角度と、アクチュエータ８が装着された下肢の足、左右の下腿、左右の大腿、及び体幹の加速度をそれぞれ検出する検出手段２として、ジャイロセンサと、加速度センサとを有し、この検出手段の検出結果を用いて下肢９０の膝にかかる剪断力Ｆｓを算出するように構成されるものであってもよい。

このようにすれば、圧力センサ３を省略することができ、足の裏にセンサがあることによる違和感等が生じることがなくなる。

尚、本実施形態では、ｘ軸方向を無視した例を示しているが、当然ながらｘ軸方向を考慮して剪断力Ｆｓの検出を行うようにしてもよい。

また尚、検出手段２では、圧力センサ３や、加速度センサ４ａ，５ａ、ジャイロセンサ４ｂ，５ｂを用いているが、これらの代わりにビデオカメラを用い、画像処理により床反力や、加速度、角速度等を算出するようにしてもよい。

本発明の一実施形態の膝痛緩和装置のブロック図である。（ａ）は、膝痛緩和装置を装着した状態を示す説明図であり、（ｂ）は、リンクモデルの説明図である。（ａ）は、下腿のリンクモデルの説明図であり、（ｂ）は、足のリンクモデルの説明図である。（ａ）は、アクチュエータを装着した状態を示す説明図であり、（ｂ），（ｃ）は、通常時のアクチュエータの説明図であり、（ｄ），（ｅ）は、固定時のアクチュエータの説明図である。（ａ）は、剪断力の時間変化と膝痛の発生タイミングを示すグラフであり、（ａ）は、剪断力の時間変化と膝痛緩和装置の動作タイミングを示すグラフである。関節反力を示すグラフである。

符号の説明

１剪断力検出手段
７制御手段
８アクチュエータ

Claims

人体の下肢に装着されるアクチュエータと、該アクチュエータが装着された下肢の膝にかかる剪断力を検出する剪断力検出手段と、該剪断力検出手段の検出出力を元に前記アクチュエータを制御する制御手段とを備え、該制御手段は、前記検出出力が所定の閾値以上であれば、前記下肢の膝関節を固定するように前記アクチュエータを制御し、前記検出出力が所定の閾値未満であれば、前記下肢の膝関節を固定しないように前記アクチュエータを制御するように構成されていることを特徴とする膝痛緩和装置。
前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢にかかる床反力とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の膝痛緩和装置。
前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢の加速度とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の膝痛緩和装置。
前記剪断力検出手段は、前記アクチュエータが装着された下肢の関節の角度と、前記下肢にかかる床反力と、前記下肢の加速度とをそれぞれ検出する検出手段を有し、該検出手段の検出結果を用いて前記下肢の膝にかかる剪断力を算出するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の膝痛緩和装置。
前記アクチュエータは、人体の下肢の膝を囲繞する筒状に形成されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の膝痛緩和装置。