JP5138366B2 - パワーアシスト制御方法、パワーアシスト制御装置および整復装置 - Google Patents

Description

この発明は、パワーアシスト制御方法、パワーアシスト制御装置および整復装置に関し、特に、大腿部骨折などの患者の下肢を整復治療する際に用いられる整復装置に適用して好適なものである。

一般に、人が骨折や脱臼をした場合に、これを治療するために整復治療が行われる。そして、整復治療を行う場合には、医師や整復師等の整復治療を行う者が、自らの力で患者の脚などに伸縮、曲げ、あるいは捻りなど各種の動作を行わせていた。しかしながら、患者の脚などに各種の動作を行わせるためには、相当大きな力が必要であり、医師や整復師などに重労働を強いることになる。

そこで、このような問題を解決するために、整復装置が用いられる。この整復装置においては、力が加えられた方向に力をアシストする、パワーアシスト制御が行われる。すなわち、骨折整復装置におけるパワーアシスト制御は、人間が力を加えた場合に、その力（パワー）を支援（アシスト）する方向にモータが駆動される。

従来技術においては、人間が加えた力に定数を乗じた力をモータによりアシストする方法、すなわち、モータが、人間の加えた力に比例した線形の力を出力する方式が採用されていた（特許文献１参照）。
特開２００４−３４８６９９号公報 特開２００３−２５２６００号公報 特許第３１８８９５３号公報

ところが、このような方式の場合、人間の力に対する感覚と、整復装置において実際に移動する際のアシスト速度との間にずれが生じ、人間が操作時に違和感を覚える。このずれにより、整復装置を用いた整復手術がしづらくなる。

したがって、この発明の第１の目的は、人間による力を作用させる感覚や感性に対応したパワーアシスト制御を実行することができるパワーアシスト制御方法を提供することにある。

また、この発明の第２の目的は、人間による力を加える感覚に対応したパワーアシスト制御を実行することにより、操作性が向上されたパワーアシスト制御装置および整復装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、この発明の第１の発明は、
制御手段により、対象物に作用する力を計測する力検知手段により計測された外部から加えられたアシスト対象力Ｘに対し、対象物に対して力を作用させる駆動手段によりアシスト対象力Ｘに基づいた補助力Ｆまたは速度Ｆを出力するように制御されるパワーアシスト制御方法であって、
制御手段が、
アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）に基づいて、駆動手段により、パワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させ、
関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、関数の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかであることを特徴とするパワーアシスト制御方法である。

この発明の第２の発明は、
対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、
対象物に対して力を作用させる駆動手段と、
駆動手段を制御するとともに力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、
制御手段が、力検知手段により計測されたアシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）
に基づいて、駆動手段によりパワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させ、
関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、関数ｆ（Ｘ）の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかであることを特徴とするパワーアシスト制御装置である。

この発明の第３の発明は、
対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、対象物に対して力を作用させる駆動手段と、駆動手段を制御するとともに力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、制御手段が、力検知手段により検知されたアシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）に基づいて、駆動手段により、対象物を速度Ｆで移動可能または対象物に補助力Ｆを作用可能に構成されたパワーアシスト制御機構を有し、
アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、関数ｆ（Ｘ）の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかである
ことを特徴とする整復装置である。

これらの第１、第２および第３の発明によれば、外部から加えられる力（アシスト対象力）が小さい場合には、パワーアシスト制御により駆動される補助力Ｆや速度Ｆの増加率（加速度の増加率や加速度自体や速度自体）を大きくし、アシスト対象力が大きい場合には、パワーアシスト制御により駆動される補助力Ｆや速度（すなわち加速度の増加率や加速度自体や速度自体）を小さくすることができる。

また、この発明の第１から第３の発明において、好適には、所定の関数ｆ（Ｘ）は、Ａ，Ｂを正の定数、Ｃ，Ｄを定数、ｎを２以上の自然数として、

で表される。

このような構成によれば、応答性能を向上させて、パワーアシスト装置の操作性を向上させることができる。そして、整復装置における応答性能を向上させて、整復装置の操作性を向上させることができる。

この発明の第４の発明は、
制御手段により、対象物に作用する力を計測する力検知手段により計測された外部から加えられたアシスト対象力Ｘに対し、対象物に対して力を作用させる駆動手段によりアシスト対象力Ｘに基づいて補助力Ｆまたは速度Ｆを出力するように制御されるパワーアシスト制御方法であって、
制御手段が、アシスト対象力Ｘを変数とした関数に基づいて、駆動手段によりパワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させ、
アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）と、アシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）とが、異なる関数である
ことを特徴とするパワーアシスト制御方法である。

この発明の第５の発明は、
対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、
対象物に対して力を作用させる駆動手段と、
駆動手段を制御するとともに力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、
制御手段が、力検知手段によって計測されたアシスト対象力Ｘを変数とした関数に基づいて、駆動手段によりパワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させるように構成され、
アシスト対象力Ｘが増加する場合における、アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆup（Ｘ）と、アシスト対象力Ｘが減少する場合における、アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆdown（Ｘ）とが、互いに異なる関数である
ことを特徴とするパワーアシスト制御装置である。

この発明の第６の発明は、
対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、
対象物に対して力を作用させる駆動手段と、
駆動手段を制御するとともに力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、
制御手段が、力検知手段によって計測されたアシスト対象力Ｘを変数とした関数に基づいて、駆動手段によりパワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させるように構成され、
アシスト対象力Ｘが増加する場合における、アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆup（Ｘ）と、アシスト対象力Ｘが減少する場合における、アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆdown（Ｘ）とが、互いに異なる関数であるパワーアシスト制御機構を有する
ことを特徴とする整復装置である。

これらの第４、第５および第６の発明において、典型的には、それぞれのアシスト対象力が増加する場合における関数ｆup（Ｘ）および上記アシスト対象力が減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が、上記アシスト対象力の向きに応じて、それぞれ独立して設定可能に構成されている。これにより、例えば押す力と引く力とにおける人間の感度特性の違いを、パワーアシスト制御に反映させることができる。

また、これらの第４、第５および第６の発明において、典型的には、アシスト対象力の増加および減少に応じて、アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）とアシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）とが連続的に切り替えられる。

上記関数ｆup（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆup（Ｘ）の導関数ｆup´（Ｘ）が減少関数であり、かつ、上記関数ｆdown（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆdown（Ｘ）の導関数ｆdown´（Ｘ）が増加関数である。これにより、アシスト対象力が増加する場合や対象物が加速される場合と、アシスト対象力Ｘが減少する場合や対象物が減速される場合とにおいて、より人間の手の力の感度特性に近いパワーアシスト制御を実行することができる。

また、骨折整復装置やパワーアシスト制御装置においては、操作者が対象物に力を加えた場合に、コントローラの演算結果に対し、出力軸モータ回転速度が素早く到達しないため、応答性が悪くなると言う問題点があった。このような応答性の悪化は、整復手術において、足に加える必要のある力以上に力を加えてしまい、いわゆる余計な力を加えてしまいがちになり、操作性の悪化を招いてしまう。

そこで、この発明において、好適には、対象物の速度変化および／または加速度変化に基づいて、対象物の速度域および／または加速度域における比例・積分・微分制御（ＰＩＤ制御）によるフィードバック制御を実行する。

また、この発明において、力検知手段は、並進３軸方向および回転３軸方向に作用する力を検知可能な６軸力センサであり、パワーアシスト制御は、６軸方向に沿った、これらのそれぞれの軸方向に沿って実行される。

この発明の第１乃至第３の発明によるパワーアシスト制御方法、パワーアシスト制御装置および整復装置によれば、人間が対象物に作用させる力の感覚に近いパワーアシスト制御を実行することができ、装置の操作性能を向上させることができる。

また、この発明の第４乃至第６の発明によるパワーアシスト制御方法およびパワーアシスト制御装置および整復装置によれば、人間が対象物に及ぼす力の加減や、押しや引きに応じて、適切なパワーアシスト制御を実行することができ、装置の操作性能を向上させることができる。

次に、この発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下の実施形態の全図においては、同一または対応する部分には同一の符号を付す。

（第１の実施形態）
まず、この発明の第１の実施形態による整復装置について説明する。図１に、この第１の実施形態による整復部を示す。なお、この第１の実施形態による整復装置は、いわゆる整復ロボットと称される整復部と、この整復部の制御を行うコントロール部とから構成される。

（整復部）
図１に示すように、この第１の実施形態による整復部は、患者Ｋの下肢Ｋ１に整復治療を施すものであり、下肢Ｋ１を整復すべき患者Ｋの少なくとも下半身を支える支持台５０を備えている。また、図２に患者Ｋに対する整復装置の可動方向である６軸を示す。

図１に示すように、支持台５０には、直線的に形成された揺動アーム５２が略水平面内において揺動自在に取り付けられている。揺動アーム５２の駆動、すなわち揺動は、医師または整復師による手動操作、または図示省略したアーム駆動手段（なお、駆動源は、図３に示す「モータ１２０」）によって行われる。このアーム駆動手段により揺動アーム５２の揺動動作を自動的に行わせる場合には、位置決めボルト５２Ａを電磁チャック（図示せず）などに換え、揺動アーム５２の位置決めおよびその解除も自動化することが好ましい。

揺動アーム５２の自由端部には、支持プレート５６が固着されている。この支持プレート５６には、揺動アーム５２を任意の位置で停止、固定するためのストッパ５６Ｂが設けられている。ストッパ５６Ｂについては、アーム駆動手段により揺動アーム５２の揺動動作を自動的に行わせる場合には、揺動アーム５２の固定およびその解除を自動的に行い得る機材に変える。揺動アーム５２の直上に、患者Ｋの下腿Ｋ２を支持する下腿支持台５８が配設されている。揺動アーム５２は、この下腿支持台５８を略水平面内で揺動させるためのものである。

また、この第１の実施形態による整復部５は、下腿支持台５８をほぼ水平な軸線６０の周りに移動、すなわち回転させるための第１可動テーブル６１と、この第１可動テーブル６１を回転駆動する第１駆動手段としてのモータ６２とを備えている。

また、整復部５は、下腿支持台５８を略垂直方向に移動させるための第３可動テーブル６４と、この第３可動テーブル６４を駆動する第３駆動手段６５と、下腿支持台５８を略水平方向に移動させるための第２可動テーブル６７と、この第２可動テーブル６７を駆動する第２駆動手段６８とを有している。

上述した揺動アーム５２、第１可動テーブル６１、第２可動テーブル６７、第３可動テーブル６４および下腿支持台５８は、段階的に支持台５０に取り付けられている。この第１の実施形態においては、揺動アーム５２、第３可動テーブル６４、第２可動テーブル６７、第１可動テーブル６１および下腿支持台５８の順序で段階的に取り付けられ、その最終段である第１可動テーブル６１に下腿支持台５８が取り付けられている。なお、揺動アーム５２および各可動テーブル６１，６７，６４の取り付け順序は、適宜変更可能である。

上述した揺動アーム５２は、図１および図２に示す患者Ｋの下肢Ｋ１に左右（矢印Ｘ方向）移動動作、すなわち揺動動作を行なわせるため、また、下腿支持台５８を患者Ｋの左足、右足のいずれかに対応させて位置させるために用いられる。

また、第１可動テーブル６１は、患者Ｋの下肢Ｋ１に捻り（図２中矢印Ｒ方向）動作を行わせるために用いられる。また、第２可動テーブル６７は、下肢Ｋ１に前後（矢印Ｙ方向）への移動動作、すなわち伸縮動作を行わせるために用いられる。また、第３可動テーブル６４は、下肢Ｋ１に上下（矢印Ｚ方向）移動動作を行なわせるために用いられる。

次に、上述したそれぞれの構成要素について説明する。まず、下腿支持台５８を略水平な軸線６０の周りに移動させる、すなわち患者の下肢Ｋ１に捻り（矢印Ｒ方向）動作を行なわせるための第１可動テーブル６１およびモータ６２（第１駆動手段）について説明する。

図１に示すように、第１可動テーブル６１は円盤状に形成され、モータ６２の出力軸（後述）に装着されている。下腿支持台５８は、この第１可動テーブル６１に対して自在継手７２および中継プレート７３を順次介して連結されている。下腿支持台５８と第１可動テーブル６１との間に介装された自在継手７２は、略水平な軸線の周りに回転自在に構成されているとともに、略垂直な軸線の周りに回転自在に構成されている。また、中継プレート７３の前端部に円形の座が形成され、自在継手７２の下端が嵌着されている。中継プレート７３の後端は、第１可動テーブル６１に嵌着されている。

次に、下腿支持台５８を略垂直方向に移動させる、すなわち、患者の下肢Ｋ１に上下（矢印Ｚ方向）移動動作を行なわせるための第３可動テーブル６４および第３駆動手段６５の構成について説明する。

図１に示すように、揺動アーム５２の自由端部に装着された支持プレート５６上には、ガイド部材７５が立設されている。このガイド部材７５に、第３可動テーブル６４が上下（矢印Ｚ方向）において移動自在に取り付けられている。具体的に、ガイド部材７５に中間部材７６が上下動自在に取り付けられており、この中間部材７６に対して昇降部材７７が上下動自在に取り付けられている。第３可動テーブル６４は、この昇降部材７７の上端部に搭載されている。

この第３駆動手段６５においては、モータ８３が作動することによって中間部材７６が上下動する。これにより、第３可動テーブル６４が上下動し、下腿支持台５８の移動がなされる。なお、第３可動テーブル６４および下腿支持台５８は、昇降部材７７に対して左右（矢印Ｘ方向）に沿って揺動可能である。

次に、下腿支持台５８を略水平方向に移動させる、すなわち患者の下肢Ｋ１を前後（矢印Ｙ方向）に移動させる動作、すなわち伸縮動作を行なわせるための第２可動テーブル６７および第２駆動手段６８について説明する。

この第２駆動手段６８は、直線駆動装置からなり、インナブロック（図示せず）を備えている。また、第２可動テーブル６７は、このインナブロックの上面にボルトにて締結されている。このように構成された第２駆動手段６８においては、モータ９７が作動することによって、インナブロックに締結されている第３可動テーブル６７が移動する。よって、下腿支持台５８を略水平方向に沿って移動可能となる。

また、自在継手７２に設けられた、略水平な軸線の周りに移動自在、すなわち回転自在に構成された継手部材７２Ａには、継手部材７２Ａをその回転中心軸線周りに回転させる第４駆動手段としての中空モータ１０２が内蔵されている。また、継手部材７２Ａとともに自在継手７２を構成する、ほぼ垂直な軸線の周りに移動自在、すなわち回転自在に構成された第２継手部材７２Ｂには、この第２継手部材７２Ｂをその回転中心軸線の周りに回転させる第５駆動手段としての中空モータ１０４が内蔵されている。

このような構成において、中空モータ１０２を作動させることによって、下腿支持台５８を、矢印Ｑ（図２参照）の示す方向に移動させることが可能となる。すなわち、患者の足首Ｋ４に対して前後への曲げ動作を行わせることができる。また、他の中空モータ１０４を作動させると、下腿支持台５８が矢印Ｐで示す方向に移動し、これによって、患者の足首Ｋ４に対して左右の振り動作を行なわせることができる。

また、図１に示すように、下腿支持台５８は、患者Ｋの足Ｋ３と、下腿Ｋ２の下部側を載せて保持可能な大きさのテーブル状に構成されている。この下腿支持台５８には、患者Ｋの足裏を当てるために、下腿支持台５８の端部に設けられた足裏当て部材１１０、および患者Ｋの下腿Ｋ２を固定する固定手段としてのバンド１１１が設けられている。なお、これらの足裏当て部材１１０、バンド１１１および下腿支持台５８の質量は合計で約３ｋｇ程度である。

また、揺動アーム５２は、手動で伸縮可能に構成されている。なお、揺動アーム５２の伸縮は、手動方式に限定するものではなく、自動化も可能である。例えば、ボールねじ機構と、このボールねじ機構を作動させるモータなどの駆動機構とからなるアーム伸縮手段とから実現可能である。

（コントロール部）
次に、整復部５を制御する、この第１の実施形態によるコントロール部について説明する。図３に、この発明の第１の実施形態によるコントロール部を示す。

図３に示すように、この第１の実施形態によるコントロール部は、システム全体をコントロールするコントロールユニット１１３、下肢Ｋ１を種々動かしたときに下肢Ｋ１に加わる力を検出可能に構成された単体の力センサ１１４、この力センサ１１４によって検出された力を表示する力表示部１１５と、持ち運び移動可能なオペレーションボックス１１７とオンオフのスイッチとしてのフットスイッチ１２１を備えている。

また、コントロールユニット１１３には、ドライバ１１８を介して、上述したアーム駆動手段が含むモータ１２０、および第１〜第５駆動手段としての、それぞれのモータ６２，９７，８３，１０２，１０４が接続されている。

また、このコントロールユニット１１３は、ＣＰＵ（中央演算処理装置）とＲＯＭおよびＲＡＭなどのメモリとからなる情報処理部、および補助記憶部などを有して構成されている。そして、このように構成されたコントロールユニット１１３は、リアルタイムＯＳをベースにしたアプリケーションが格納されて構成されている。

また、このコントロールユニット１１３におけるリアルタイムＯＳをベースとして、実時間性を確保するために、ユーザタスクやリアルタイムタスクなどの各種タスクが組み合わされて、例えば１ｋＨｚの制御ループによって整復部５を制御する種々の処理が行われている。また、このコントロールユニット１１３には、力センサ１１４よる力の計測値が、データにより供給される。

次に、上述した構成の整復部５の作用について説明する。図１に示すように、患者Ｋの下肢Ｋ１に整復治療を施す場合には、患者Ｋを仰臥させた状態で、下半身を支持台５０上に載置させ、上半身を適宜テーブル（図示せず）などで支える。そして、患者Ｋの下腿Ｋ２および足Ｋ３を下腿支持台５８に載置させ、バンド１１１で下腿Ｋ２を固定する。

次に、整復治療すべき内容に応じてオペレーションボックス１１７を適宜操作し、揺動アーム５２、第１〜第３可動テーブル６１，６７，６４、または自在継手７２の継手部材７２Ａ，７２Ｂを駆動する。すなわち、図２に示すように、下肢Ｋ１を左右（矢印Ｘ）方向に動かす場合には、揺動アーム５２をＸ方向に揺動させる。

下肢Ｋ１に捻り（矢印Ｒ方向）を行わせる場合には、第１可動テーブル６１を回転させる。下肢Ｋ１を上下方向（矢印Ｚ方向）に動かす場合には、第３可動テーブル６４を上下に駆動する。また、下肢Ｋ１を前後方向（矢印Ｙ方向）に伸縮させる場合には、第２可動テーブル６７を前後に駆動する。

さらに、足首Ｋ４を左右に振る（矢印Ｐ方向）場合には自在継手７２の下側の第２継手部材７２Ｂを同方向に回転駆動する。また、足首Ｋ４を前後に曲げる（矢印Ｑ方向）場合には、自在継手７２の上側の継手部材７２Ａを同方向に回転駆動する。

さて、以上の説明においては、遠隔操作可能なオペレーションボックス１１７を医師などが操作することでそれぞれのモータ１２０，８３，６２，１０４，１０２，９７が作動され、これによって揺動アーム５２などが駆動されて患者Ｋの下肢Ｋ１が適宜の方向に移動可能に構成されていた。

しかしながら、一方で、医師などが自らの力によって下肢Ｋ１を動かし、整復治療を施すのに最適な状況にし、その状況を装置に認識させる必要がある。この場合、医師などが患者Ｋの下肢Ｋ１を動かそうとしても、それぞれのモータを含む駆動系による保持力が妨げとなる。そこで、次のような構成が採用されている。

すなわち、上述の力センサ１１４は、たとえば医師などの操作者によって加えられる力である、６軸の各方向（矢印Ｘ，Ｙ，Ｚ，Ｐ，ＱおよびＲの各方向）におけるそれぞれのアシスト対象力を検知可能に構成されている。そして、この力センサ１１４による計測値は、数値データとして、制御手段としてのコントロールユニット１１３に供給される。

この力センサ１１４は、図１に示すように、自在継手７２が具備する継手部材に形成された座部と、下腿支持台５８の足裏当て部材１１０の背面に形成された座部１１０Ａとの間に介装されている。

一方、図３に示すオペレーションボックス１１７には、それぞれのモータの作動によって下肢Ｋ１を所望の状況になるように動かそうとする場合と、医師自らの力によって下肢Ｋ１を整復治療に最適な状況になるように動かそうとする場合とで、当該整復装置の制御を切り替えるためのスイッチが設けられている。コントロールユニット１１３は、この切り替えに応じて、制御が変えられる。

（パワーアシスト動作）
それぞれのモータの作動によって下肢Ｋ１を所望の状況になるように動かそうとする場合には、上述したように制御し、医師自らの力によって下肢Ｋ１を整復治療に最適な状況になるように動かすように切り替えられた場合には、次のように制御される。

すなわち、医師などが手などを使って下肢Ｋ１を任意の方向に動かそうとすると、力センサ１１４に、その方向の力が作用し、この力センサ１１４が、その力の方向を検知する。このとき、コントロールユニット１１３は、その方向に対応するモータを、医師などにより加えられる力が減ずる方向に駆動し、力センサ１１４が検知する力がゼロとなった時点でモータを停止する。このようなパワーアシスト制御駆動について、以下に具体的に説明する。

この第１の実施形態によるパワーアシスト駆動方式においては、医師などにより患者の足Ｋ３に加えられた力が力センサ１１４によって検出されると、非線形演算により、出力すべき力または速度が計算され、この出力された力または速度の情報データに対して、ＰＩＤ制御が実行され、フィードバックを行うことによって、任意の位置姿勢に動作させる駆動方式である。

そこで、この第１の実施形態においては、整復装置に設けられた、１つの力センサ１１４により、パワーアシスト制御の開始時点で検知される検知基準と、力センサ１１４の計測値との差、すなわちアシスト対象力を抽出するようにする。

すなわち、まず、パワーアシスト動作を開始するために、医師などにより図３に示すフットスイッチ１２１が踏まれる。このとき、コントロールユニット１１３により、踏んだ瞬間の時点における力センサ１１４の値が、アシスト対象力の原点、すなわち検知基準として設定されるとともに、このアシスト対象力の原点に対して、この時点以降の変化が測定される。すなわち、最初にフットスイッチ１２１を踏んだ瞬間に、重力キャンセル処理が実行される。

これにより、アシスト対象力の検出が可能となり、力センサ１１４の計測値は０（Ｎ）となる、いわゆる力センサ１１４の真の原点は、コントロールユニット１１３において記憶されている。そして、整復治療に必要な範囲で、医師などにより人力で足Ｋ３に対して力が作用される。この医師などによる人力が加えられた段階で、力センサ１１４による計測値が大幅に変化する。

この時点においては、アシスト対象力として、この医師などによる人力の大きさ、すなわち「足Ｋ３に加えた力」が設定される。そして、コントロールユニット１１３により、このアシスト対象力に応じた駆動力を足Ｋ３に作用させるために、ドライバ１１８に信号が供給され、検知基準とこの「足Ｋ３に加えた力」との差が減少する方向に、モータ６２，８３，９７，１０２，１０４，１２０のうちの必要なモータが駆動される。これにより、所定の駆動力が足Ｋ３に作用される。

また、上述したように、コントロールユニット１１３には、力センサ１１４の真の原点も記憶されている。そのため、この真の原点と、力センサ１１４による計測値と、上述のように設定された「足Ｋ３に加えた力」の大きさとから、「足Ｋ３にかかっている力」の検出が可能となる。すなわち、力を測定する１つの力センサ１１４によって、「足Ｋ３にかかっている力」と「足Ｋ３に加えた力」とを検出することが可能となる。そして、医師などが足Ｋ３に力を加えた状態で、駆動系であるモータ６２，８３，９７，１０２，１０４，１２０のうちのパワーアシスト制御駆動に必要なモータにより、足Ｋ３に補助力が作用される。

続けて、医師などにより足Ｋ３に力が加えられた状態で、「足Ｋ３にかかっている力」が増加する場合、力センサ１１４の計測値が増加していく。なお、このときの力センサ１１４の計測値の傾きは、整復治療の状況や、医師などによる設定に応じて、変更することが可能であり、力を加える速度を所望の速度にすることによって、必要に応じた速度を得ることができる。そして、力センサ１１４の計測値の増加に応じて、検知基準と力センサ１１４における計測値との差、すなわちアシスト対象力が全体として減少していく。そして、このアシスト対象力の減少に伴って、足Ｋ３に作用される駆動力も減少される。続けて、アシスト対象力が減少し続けて、足Ｋ３に作用される駆動力が減少すると、力センサ１１４による計測値が検知基準に近づいてくる。これに応じて、足Ｋ３に作用する駆動力が０に近づき、停止する方向に向かう。

また、「足Ｋ３にかかっている力」の増加量と、「足Ｋ３に加えた力」が釣り合った場合、すなわち、力センサ１１４の計測値が、アシスト原点（検知基準）に到達した段階で、アシスト対象力は０（Ｎ）となり、これにより、足Ｋ３に作用する駆動力が０となり、アシスト動作が停止する。なお、アシスト動作が停止した後であっても、フットスイッチ１２１を踏み直すことによって、再び上述のアシスト動作を継続することが可能である。

また、この第１の実施形態においては、医師などがフットスイッチ１２１を離して、駆動力を解放し、アシスト動作を停止する仕様が採用されている。すなわち、医師などの操作者が異常を感じた場合には、即座に駆動を停止できるように構成されている。

（パワーアシスト制御）
次に、以上のように動作する、この第１の実施形態によるパワーアシスト制御の詳細について説明する。図４に、このパワーアシスト制御を実行するための制御系を示し、図５に、この第１の実施形態によるパワーアシスト制御の、医者などの操作者によるアシスト対象力の入力に対する、アシスト力（補助力）の関係のグラフを示す。また、図９に、特許文献１に記載された従来技術によるパワーアシスト制御を実行するための制御系を示す。なお、以下の説明においては、アシスト力が出力される例について説明するが、出力は速度であってもよく、モータなどへの指示信号としては、通常速度を決定する信号が供給されることが多いので、以下のアシスト力をアシスト用に出力される速度としてもよい。

なお、以下の説明において実行される制御は、制御プログラムに基づいて、上述したコントローラ部における情報処理部により実行される。そして、この情報処理部からの制御信号と、整復装置の各部からの信号に基づいて、種々の部位が駆動される。以下の説明においては、この制御の理解を容易にするために、各処理の部位として説明する。

まず、図９に示すように、従来技術によるパワーアシスト制御においては、図５中の直線グラフ（図５中、「従来技術」のグラフ）に示すように、対象物に加えられるアシスト対象力、すなわち人間が骨折の整復の際に、整復部５の足裏当て部材１１０やバンド１１１に加えた力Ｘ、すなわち患者の足（患足）に対して、整復部５において、定数Ｃを乗じた補助力（Ｃ・Ｘ）がさらに作用させるように、または、足裏当て部材１１０やバンド１１１に加えられたアシスト対象力Ｘに比例した速度となるように、パワーアシスト制御が行われていた。

ところが、このようなパワーアシスト制御においては、どうしても操作者が不快に感じるという問題があった。すなわち、整復装置の操作者が患者の患足に力を加えた場合に、最初の段階で力を加えても、補助力の発生まで力を加えなければならず、感覚的には、徐々に動き出す感覚となり、操縦性が悪かった。

そこで、本発明者が、この人間の感覚を考慮しつつ、整復装置の操縦性を向上させるために鋭意検討を行った。以下に、その概要を説明する。

すなわち、本発明者の知見によれば、生物は、感覚器官からの入力に対し、非線形、すなわち非直線的に増幅を行う。例えば、人間の感覚器官の中の視覚においては、夜間の星明かりから昼間の太陽光まで、極めて広いダイナミックレンジを有している。そこで、本発明者が検討を行ったところ、生物、特に人間の脊髄や大脳においては、低域において感度が増幅され、高域における感度が低減するという特性が存在することを知見するに至った。

そこで、本発明者が、このようにして得た知見に基づいて種々検討を行ったところ、所定の関数に基づいてパワーアシスト制御を行う場合、低域で感度が増幅され、高域で感度が低減するような関数が好ましいことがわかった。このような関数ｆ（Ｘ）としては、対数関数（ｆ（Ｘ）＝ln(X)，ｆ（Ｘ）＝log_a(X)）や、（１／ｎ）次関数（ｎは２以上の自然数）がある。

そこで、この検討に基づいて、本発明者は、さらに、人間の感覚、感性に適合するパワーアシスト制御を考察した。その結果、本発明者は、力検知手段としての力センサ１１４により検知される、施術者などの操作者によるアシスト対象力の入力（対象物に加えられる力）が小さい場合には、高加速度で速度を増加させ、フォース入力が大きい場合には、低加速度で速度を増加させるように制御することが望ましいことを知見した。

すなわち、人間が対象物である患足に加えたアシスト対象力Ｘに対して、「所定の関数ｆ（Ｘ）」に基づいて、小さな力の時には、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を大きく、大きな力の時には、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を小さくする。このような条件を満足する所定の関数ｆ（Ｘ）は、図５における曲線グラフに示すように、「増加関数で、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数になるような関数」、より好適には、「単調増加関数、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆ´（Ｘ）が単調減少関数になるような関数」である。なお、図５においては、ｆ（Ｘ）は原点を通っているが、オフセットを取る場合などにおいては、必ずしも原点を通る必要はない。

そこで、この第１の実施形態においては、図４に示すように力センサ１１４からの入力されるアシスト対象力のデータに対し、まず、ローパスフィルタ４０１（ＬＰＦ４０１）を介して、信号ノイズを除去される。アシスト対象力のデータは、非線形化演算処理部４０２に入力される。そして、このアシスト対象力のデータに対して、非線形化処理が実行される。また、エンコーダ４２３から供給されるデータに対して、エンドエフェクタ重方向ベクトル生成処理部４０４および患足重方向ベクトル生成処理部４０３により、重力による影響を除外するための重力キャンセル処理が実行される。

非線形化演算処理部４０２において用いられる関数の例としては、対数関数や（１／ｎ）次関数などを挙げることができる。具体的には、Ａ，Ｂを定数、Ｃ：対象力オフセット（入力）、Ｄ：アシスト力オフセット（出力）、ｎを２以上の自然数として、

を挙げることができる。なお、図５における曲線グラフは、（１）式において、ｎ＝２、かつ、原点を通る場合である。すなわち、

のグラフである。また、対数関数としては、Ａ，Ｂを正の定数、Ｃ：対象力オフセット（入力）、Ｄ：アシスト力オフセット（出力）として、

などを挙げることができる。

また、本発明者が鋭意実験を重ねた結果、整復装置においては、（２）式が好ましいことを知見するに至った。なお、整復装置以外では、（１／ｎ）次関数と対数関数以外にも、種々の関数を利用することが可能である。例えば、三角関数の一部（単調増加部分かつ、その導関数が単調減少する部分）を利用することも可能である。

（ＰＩＤ制御）
また、図９に示すように、特許文献１に記載された従来技術において、力センサ６０１により計測された測定値に対して、係数Ｇを掛ける演算処理６０２が行われ、積分処理６０４、モータ６０５、エンコーダ６０６により、オープンループでパワーアシスト制御を行っていた。この場合、本発明者が鋭意実験を行って得た知見によれば、「ユーザの力指令に対し、出力軸モータ回転速度がすばやく収束しない」ということがわかり、この点が問題であった。

そこで、この第１の実施形態においては、図４に示すように、上述した整復装置の操作者により加えられる力の抽出処理および非線形化処理を実行する操作制御部に加え、速度域および加速度域における比例・積分・微分制御（ＰＩＤ制御）処理部が設けられる。以下に、この第１の実施形態による整復装置に採用されるフィードバック制御によるＰＩＤ制御について説明する。

比例制御（Ｐ制御）は、偏差の大きさに比例(Proportional)して操作量を調整する制御である。また、積分制御（Ｉ制御）は、偏差の積分に比例(Integral)した操作量を調整する制御である。このＩ制御は、自己平均性をもつ制御対象に比例制御のみを行ったときに目標値や外乱に対して残る定常偏差を除去することができる。また、微分制御（Ｄ制御）は、偏差の微分(Derivative)に比例した操作量を調整する動作である。このＤ制御は、偏差の増減の動向を操作量の決定に反映し、制御特性の改善を図ることができる。

そして、この第１の実施形態においては、エンコーダ４２３から出力された位置データ、速度データ、回転角度データが、微分処理部４２５，４１６において二階微分処理され、加速度域の情報として、ＰＩＤ制御部に供給される。そして、非線形化演算処理部４０２から出力されたアシスト力情報および／または、速度情報、および／または加速度情報に対して、エンコーダ４２３から出力され、二階微分されて加速度域の情報となった位置情報が減算されて、ＰＩＤ制御部に供給される。この情報は、ＰＩＤ制御部において、まず、定数倍処理４１４が施された後、それぞれ上述した比例制御部４１２、積分制御部４１１、微分制御部４１３に供給され、各種制御が実行された後、互いに加算され、出力される。

この出力は、積分処理部４２２に供給されて、一階積分され、速度域の情報や、変位の情報としてモータ４２１に供給される。モータ４２１においては、この情報に基づいて駆動が制御され、整復装置の整復部５における各モータの駆動が制御される。なお、このモータ４２１の駆動情報はエンコーダ４２３にも供給される。

このように、この第１の実施形態によるＰＩＤ制御においては、速度域におけるＰＩＤ制御のみならず、加速度域におけるＰＩＤ制御を実行する。これによって、目標とする速度、変位に収束するまでに要する時間を短縮することが可能となる。

すなわち、アシスト力に対して、速度域および加速度域におけるＰＩＤ制御を実行することにより、出力軸速度（出力軸モータ回転速度）を、すばやく所定の速度や変位に収束させて、挙動を安定させることが可能となり、所定の速度や変位に収束する場合の振動を抑制することができる。

（第２の実施形態）
次に、この発明の第２の実施形態によるパワーアシスト制御方法およびその制御装置について説明する。なお、整復装置については、第１の実施形態におけると同様であるので、その説明を省略する。

（パワーアシスト動作）
この第２の実施形態においては、それぞれのモータの作動によって下肢Ｋ１を所望の状況になるように動かそうとする場合には、上述した第１の実施形態において説明したように制御される。他方、医師や治療者（操作者）が自らの力によって下肢Ｋ１を最適な状況に動かすモードに切り替えられた場合、次のように制御される。

すなわち、医師などが手などを使って下肢Ｋ１を任意の方向に動かそうとすると、力センサ１１４に、その方向の力が作用される。これにより、力センサ１１４が、その力の方向を検知する。このとき、コントロールユニット１１３が、その方向に対応するモータを、操作者により加えられる力が減ずる方向、すなわち操作者が力を作用した方向に駆動させる。このとき、操作者により加えられる力が増加する場合と、減少する場合とがある。そして、力センサ１１４が検知する力がゼロとなった時点でモータを停止する。このパワーアシスト制御駆動について、以下に具体的に説明する。

この第２の実施形態によるパワーアシスト駆動方式においては、基本的に第１の実施形態と同様である。すなわち、医師などの操作者により患者の足Ｋ３に加えられた力が力センサ１１４によって検出されると、まず、非線形演算により、出力すべき力または速度が計算される。そして、この出力された力または速度の情報データに対して、ＰＩＤ制御が実行され、フィードバック処理が行われることによって、操作者が所望とするパワーアシスト制御が動作される駆動方式である。

この第２の実施形態においては、整復装置に設けられた、１つの力センサ１１４により、パワーアシスト制御の開始時点で検知される検知基準と、力センサ１１４の計測値との差、すなわちアシスト対象力を抽出するようにする。

すなわち、まず、パワーアシスト動作を開始するために、操作者により図３に示すフットスイッチ１２１が踏まれる。この時、フットスイッチ１２１の踏まれた瞬間の力センサ１１４の値が、コントロールユニット１１３によってアシスト対象力の原点、いわゆる検知基準として設定される。この設定とともに、コントロールユニット１１３によって、アシスト対象力の原点に対して、この時点以降の変化が測定される。すなわち、最初にフットスイッチ１２１を踏んだ瞬間に、動的な重力キャンセル処理が実行される。

これにより、アシスト対象力の検出が可能となり、力センサ１１４の計測値は０（Ｎ）となる。なお、力センサ１１４に力が一切作用されていない状態、いわゆる力センサ１１４の真の原点は、コントロールユニット１１３の制御部（図示せず）に記憶されている。

そして、整復治療に必要な範囲で、医師などにより人力で足Ｋ３に対して力が作用される。医師などの操作者の力が作用された段階で、力センサ１１４による計測値が大幅に変化する。

この時点においては、アシスト対象力として、この操作者の人力の大きさ、すなわち「足Ｋ３に加えた力」が設定される。そして、コントロールユニット１１３により、このアシスト対象力に応じた駆動力を足Ｋ３に作用させるために、ドライバ１１８に信号が供給され、検知基準とこの「足Ｋ３に加えた力」との差が減少する方向に、モータ６２，８３，９７，１０２，１０４，１２０のうちの必要なモータが駆動される。これにより、所定の駆動力が足Ｋ３に作用される。

また、上述したように、コントロールユニット１１３には、力センサ１１４の真の原点も記憶されている。そのため、この真の原点と、力センサ１１４による計測値と、上述のように設定された「足Ｋ３に加えた力」の大きさとから、「足Ｋ３にかかっている力」の検出が可能となる。すなわち、力を測定する１つの力センサ１１４によって、「足Ｋ３にかかっている力」と「足Ｋ３に加えた力」とを検出することが可能となる。そして、医師などが足Ｋ３に力を加えた状態で、駆動系であるモータ６２，８３，９７，１０２，１０４，１２０のうちのパワーアシスト制御駆動に必要なモータにより、足Ｋ３に補助力が作用される。

続けて、医師などにより足Ｋ３に力が加えられた状態で、「足Ｋ３にかかっている力」が増加する場合、力センサ１１４の計測値が増加していく。なお、このときの力センサ１１４の計測値の傾きは、整復治療の状況や、医師などによる設定に応じて、変更することが可能であり、力を加える速度を所望の速度にすることによって、必要に応じた速度を得ることができる。そして、力センサ１１４の計測値の増加に応じて、検知基準と力センサ１１４における計測値との差、すなわちアシスト対象力が全体として減少していく。そして、このアシスト対象力の減少に伴って、足Ｋ３に作用される駆動力も減少される。続けて、アシスト対象力が減少し続けて、足Ｋ３に作用される駆動力が減少すると、力センサ１１４による計測値が検知基準に近づいてくる。これに応じて、足Ｋ３に作用する駆動力が０に近づき、停止する方向に向かう。

また、「足Ｋ３にかかっている力」の増加量と、「足Ｋ３に加えた力」が釣り合った場合、すなわち、力センサ１１４の計測値が、アシスト原点（検知基準）に到達した段階で、アシスト対象力は０（Ｎ）となり、これにより、足Ｋ３に作用する駆動力が０となり、アシスト動作が停止する。なお、アシスト動作が停止した後であっても、フットスイッチ１２１を踏み直すことによって、再び上述のアシスト動作を継続することが可能である。

また、この第２の実施形態においても、第１の実施形態におけると同様に、必要に応じて、医師などの操作者がフットスイッチ１２１を離して駆動力を解放し、アシスト動作を停止するように構成されている。これにより、医師などの操作者が異常を感じた場合には、駆動を即座に停止させることができる。

（パワーアシスト制御方法）
次に、以上のように動作する、この第２の実施形態によるパワーアシスト制御における制御方法について説明する。図６に、このパワーアシスト制御を実行するための速度加速度制御系を示し、図７に、このパワーアシスト制御を実行するための速度制御系を示す。また、図８に、この第１の実施形態によるパワーアシスト制御の操作者による、１次元ベクトルとしてのアシスト対象力の入力に対する、１次元ベクトルとしてのアシスト力（補助力）の出力の制御例を示す。なお、従来技術によるパワーアシスト制御の制御系は図９に示す。

また、以下の説明においては、ベクトルとしてのアシスト力が出力される例について説明するが、出力は必ずしも力（または加速度）に限定されるものではなく、ベクトルである速度であってもよい。また、モータなどへの指示信号としては、通常速度を決定する信号が供給されることが多いため、以下のアシスト力をアシスト用に出力される速度としてもよい。また、以下の説明において実行される制御は、制御プログラムに基づいて、上述したコントローラ部における情報処理部により実行される。そして、この情報処理部からの制御信号と、整復装置の各部からの信号とに基づいて、種々の部位が駆動される。以下の説明においては、この制御の理解を容易にするために、各処理の部位として説明する。

まず、図９に示すように、従来技術によるパワーアシスト制御においては、図５中の直線グラフ（図５中、「従来技術」のグラフ）に示すように、対象物に加えられるアシスト対象力、すなわち人間が骨折の整復の際に、整復部５の足裏当て部材１１０やバンド１１１に加えた力Ｘ、すなわち患者の足（患足）に対して、整復部５において、定数Ｃを乗じた補助力（Ｃ・Ｘ）がさらに作用させるように、または、足裏当て部材１１０やバンド１１１に加えられたアシスト対象力Ｘに比例した速度となるように、パワーアシスト制御が行われていた。

ところが、このようなパワーアシスト制御においては、どうしても操作者が不快に感じるという問題があった。すなわち、整復装置の操作者が患者の患足に力を加えた場合に、最初の段階で力を加えても、補助力の発生まで力を加えなければならず、感覚的には、徐々に動き出す感覚となり、操縦性が悪かった。

そこで、本発明者が、この人間の感覚を考慮しつつ、整復装置の操縦性を向上させるために鋭意検討を行った。以下に、その概要を説明する。

すなわち、本発明者の知見によれば、生物は、感覚器官からの入力に対し、非線形、すなわち非直線比例系に増幅を行う。そこで、本発明者が検討を行ったところ、生物、特に人間の脊髄や大脳においては、低域において感度が増幅され、高域における感度が低減するという特性が存在することを知見するに至った。

さらに、本発明者が実験およびそれに基づく検討を行ったところ、人間が対象物に力を加えるという場合においても、力を徐々に増加させる場合と、力を徐々に減少させる場合とにおいて、人間の力の作用に関する感度について、異なる感度特性が生じることを知見するに至った。すなわち、対象物に対して力を加える場合、摩擦の影響を無視することはできないため、人間が実現する加速と減速とにおいては、その感度特性のカーブが非対称になる性質を有する。本発明者は、この性質を、「加速は、微小フォース領域における調整が可能であるが、減速は、強いフォース領域における調整が必要である」ことと等価であると思料した。そして、これに対応するためには、加減速のカーブを非対称にする必要があることを想起するに至った。

そして、本発明者が、以上のようにして得た知見に基づいて種々検討を行ったところ、加速時においては、操作者の弱いフォース入力領域を増幅させ、減速時においては、ユーザの強いフォース入力領域を増幅させる演算アルゴリズム、すなわち関数に基づくパワーアシスト制御が必要であることを想起するに至った。

具体的な演算アルゴリズムとしては、アシスト対象力が徐々に増加する場合に、低域で感度が増幅され高域で感度が低減するような関数が好ましいことがわかった。そして、この制御を行うための関数としては、対数関数（ｆup（Ｘ）＝ln(X)，ｆup（Ｘ）＝log_a(X)）や、（１／ｎ）次関数（ｎは２以上の自然数）が好ましい。他方、アシスト対象力が徐々に減少する場合には、最初の段階で感度が増幅され、徐々に感度が減少するような関数が好ましいことがわかった。この制御を行うための関数としては、指数関数（ｆdown（Ｘ）＝ｅ^X、ｆdown（Ｘ）＝ａ^X）や、ｎ次関数（ｎは２以上の自然数）が好ましい。

すなわち、人間が対象物である患足に加えたアシスト対象力Ｘが増加する場合には、「所定の関数ｆup（Ｘ）」に基づいて、小さな力の時には、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を大きく、大きな力の時には、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を小さくする。このような条件を満足する関数ｆup（Ｘ）は、図８に示すグラフの第１象限における実線の曲線グラフのように、「増加関数で、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆup´（Ｘ）が減少関数になるような関数」、より好適には、「単調増加関数で、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆup´（Ｘ）が単調減少関数になるような関数」である。なお、図８においては、ｆup（Ｘ）は原点を通っているが、オフセットを取る場合などにおいては、必ずしも原点を通る必要はない。

同様に、人間が対象物である患足に加えたアシスト対象力Ｘが減少する場合には、「所定の関数ｆdown（Ｘ）」に基づいて、小さな力であったときには、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を小さく、大きな力であったときには、パワーアシスト制御により駆動される力Ｙ（または速度）の増加率を大きくする。このような条件を満足する関数ｆdown（Ｘ）は、図８に示すグラフの第１象限における点線の曲線グラフのように、「増加関数で、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆup´（Ｘ）が増加関数になるような関数」、より好適には、「単調増加関数で、かつアシスト対象力Ｘで微分した導関数ｆup´（Ｘ）が単調増加関数になるような関数」である。なお、図８においては、ｆup（Ｘ）は原点を通っているが、オフセットを取る場合などにおいては、必ずしも原点を通る必要はない。

また、図８に示すグラフの第１象限における関数に基づいて、パワーアシスト制御が行われる場合、力が増加する状態から減少する状態に転じる場合や、力が減少する状態から増加する状態に転じる場合が頻繁に生じる。この場合、アシスト対象力Ｘの増加および減少に応じて、それぞれアシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）とアシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）とが連続的に切り替えられる。具体的には、以下のようにして加速時と減速時との制御が連続的に切り替えられる。

すなわち、操作者が対象物に力を作用させると、アシスト対象力が増加するのに伴ってパワーアシスト制御による出力が、図８中の実線グラフで示す関数（ｆup（Ｘ））に沿って増加する。そして、例えば、アシスト対象力が１Ｎでパワーアシスト制御の出力が１Ｎとなったところ（１＝ｆup（１）の点）において、アシスト対象力が減少する方向に転じると、制御手段としての情報処理部により、アシスト対象力が１Ｎかつパワーアシスト制御の出力が１Ｎの点を通過する、点線のグラフで示す関数（ｆdown（Ｘ））が決定される。そして、アシスト対象力が減少するのに伴って、この点線グラフに示す関数に沿ってパワーアシスト制御の出力が減少していく。なお、アシスト対象力が減少する状態から増加する状態に転じる場合においても、減少する状態の関数ｆdown（Ｘ）と増加する状態の関数ｆup（Ｘ）との間において同様の制御が実行される。

また、本発明者は、人間の手を使った力の作用に関して、種々の実験を行った。そして、その実験により得た本発明者が得た知見によれば、人間が手を使って対象物に力を加える場合において、対象物に対して自分の側に向けて力を加えるとき、いわゆる「引く」ときと、対象物に対して自分から離す方向に力を加えるとき、いわゆる「押す」ときとは、人間が力を加える感度について異なる感度特性が生じることを知見するに至った。

そこで、アシスト対象力が増加する場合における関数ｆup（Ｘ）およびアシスト対象力が減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）を、アシスト対象力の向きに応じて、それぞれ独立して設定できるように構成する。ここで、図８に示すグラフにおいては、便宜上、アシスト対象力の向きが変わる負の場合のグラフ（第３象限のグラフ）が記載されている。そして、これらの第１象限のグラフと第３象限のグラフとは互いに独立に設定可能に構成される。すなわち、操作者の手により対象物を「引く」場合と「押す」場合とにおいて、異なる関数が設定される。

また、図８においては、力の向きに整合するように便宜上正負を設定しているが、第３象限のグラフも、実質的に第１象限のグラフと同様の制御である。すなわち、アシスト対象力Ｘが正の場合（例えば引く向き）において、「ｆ（Ｘ）が増加関数かつｆ´（Ｘ）が減少関数」であるとは、力の向きが逆になって、アシスト対象力Ｘが負となった場合（例えば押す向き）において、「ｆ（Ｘ）が増加関数かつｆ´（Ｘ）が増加関数（実線の曲線グラフ）」と物理的には同じ制御である。同様に、アシスト対象力Ｘが正の場合（例えば引く向き）において、「ｆ（Ｘ）が増加関数かつｆ´（Ｘ）が増加関数（点線の曲線グラフ）」であるとは、力の向きが逆になって、アシスト対象力Ｘが負となった場合（例えば押す向き）において、「ｆ（Ｘ）が増加関数かつｆ´（Ｘ）が減少関数」であることと物理的には同じ制御である。そして、アシスト対象力の大きさに着目すると、Ｘが正の場合における上述した関数の特徴が物理的な制御関数となる。

以上の制御は、図６および図７に示す操作者のフォース抽出および非線形化処理部において実行される。すなわち、図６に示すように、この第２の実施形態においては、力センサ１１４からの入力されるアシスト対象力のデータに対し、ローパスフィルタ４０１（ＬＰＦ４０１）を介して、信号ノイズが除去される。信号ノイズが除去された力のデータは、重力自重キャンセル処理部５０１に供給される。重力自重キャンセル処理部５０１においては、対象物に加えられる重力を打ち消す方向の仮想の力が設定されることによって、重力の影響が排除される。重力の影響が排除されることにより、対象物に作用されるアシスト対象力がデータとして抽出される。

このアシスト対象力のデータは、加速カーブ非線形化処理部５０２および減速カーブ非線形化処理部５０３に供給される。そして、このアシスト対象力または速度が増加する場合には、加速カーブ非線形化処理部５０２において、上述したアシスト対象力の処理が実行される。他方、アシスト対象力または速度が減少する場合には、減速カーブ非線形化処理部５０３において上述した処理が入力される。

加速カーブ非線形化処理部５０２において用いられる関数の例としては、対数関数や（１／ｎ）次関数などを挙げることができる。また、減速カーブ非線形化処理部６０３において用いられる関数の例としては、指数関数やｎ次関数などを挙げることができる。

具体的には、加速カーブ非線形化処理部５０２において利用される関数の一例としては、Ａ，Ｂを定数、Ｃ：対象力オフセット（入力）、Ｄ：アシスト力オフセット（出力）、ｎを２以上の自然数として、

を挙げることができる。なお、図８における実線の曲線グラフは、（１）式において、ｎ＝２、かつ、原点を通る場合である。すなわち、

のグラフである。

また、本発明者の知見によれば、整復装置においては、（２）式が好ましい。なお、整復装置以外では、（１／ｎ）次関数と対数関数以外にも、種々の関数を利用することが可能である。例えば、三角関数の一部（単調増加部分かつ、その導関数が単調減少する部分）を利用することも可能である。

同様に、減速カーブ非線形化処理部６０３において利用される関数の一例としては、Ａ，Ｂを定数、Ｃ：対象力オフセット（入力）、Ｄ：アシスト力オフセット（出力）、ｎを２以上の自然数として、

を挙げることができる。

その後、加速カーブ非線形化処理部５０２による処理または、減速カーブ非線形化処理部５０３による処理がされたアシスト対象力のデータは、回転演算処理部５０４に供給され、力センサ１１４に関する対象物の回転演算が実行される。

（ＰＩＤ制御）
また、図６に示すように、この第２の実施形態による速度域及び加速度域でのＰＩＤ制御においては、第１の実施形態におけると異なり、むだ時間要素処理部５０５および回転演算処理部５０６が設けられている。また、むだ時間要素処理部５０５によるむだ時間の演算後、定数倍処理５０７が実行される。さらに、その演算結果と微分処理部４１５からの出力とから差分を実行して、積分処理部４１７に入力され、その後、定数倍処理部４１４により定数倍処理が実行される。なお、その他のＰＩＤ制御については、第１の実施形態と同様であるので、その説明を省略する。

また、図７に示すように、速度域でのＰＩＤ制御においては、上述した速度域及び加速度域でのＰＩＤ制御におけると異なり、積分処理部４１７および微分制御部４１５が設けられていない。すなわち、むだ時間要素処理部５０５からの出力が定数倍処理部５０７により定数倍され、その演算結果と微分処理部４１６からの出力とから差分が算出され、そのデータが定数倍処理部４１４に供給され、定数倍処理が実行される。なお、その他のＰＩＤ制御については、第１の実施形態と同様であるので、その説明を省略する。

まず、図６および図７に示すむだ時間要素処理部５０５について説明する。すなわち、パワーアシスト制御において、人間が力を加えていることから、アシスト対象力が微少な範囲で増減する現象が生じる。このとき、厳密にアシスト対象力の増減に対応して、加速カーブ非線形化処理と減速カーブ非線形化処理とが切り替えられると、対象物の動きががたついてしまう。そこで、この第２の実施形態によるＰＩＤ制御においては、むだ時間要素処理部５０５による微小な時間内の変化を排除して、いわゆる「あそび」を設定することによって、この対象物のがたつきを防止する。

次に、回転演算処理部５０６について説明する。すなわち、この第２の実施形態においては、従来技術でエンコーダ４２３により実行している回転演算の機能を、制御手段におけるＰＩＤ制御により実行する。そのため、整復装置において、回転演算処理をソフトウェア上で実行することができる。これにより、エンコーダ４２３やモータ４２１として種々のエンコーダ４２３やモータ４２１を用いることが可能となる。

以上、この発明の実施形態について具体的に説明したが、この発明は、上述の実施形態に限定されるものではなく、この発明の技術的思想に基づく各種の変形が可能である。例えば、上述の実施形態において挙げた数値や数式はあくまでも例に過ぎず、必要に応じてこれと異なる数値や数式を用いてもよい。

また、例えば、揺動アーム５２を伸縮可能とすることにより、患者Ｋが小柄である、大柄である、また、大人である、子供であるなど、どのような体格であろうとも、揺動アーム５２を適宜伸縮させることで対応できる。また、例えば、揺動アーム５２を伸縮させるアーム伸縮手段を有することにより、揺動アーム５２の伸縮を自動的に行うことができ、人力を必要最小限にすることができる。また、例えば、揺動アーム５２は、下肢Ｋ１に左右移動動作を行なわせ、第１可動テーブル６１は、下肢Ｋ１に捻り動作を行なわせ、第２可動テーブル６７は、下肢Ｋ１に伸縮動作を行なわせ、第３可動テーブル６４は、下肢Ｋ１に上下移動動作を行わせる。このような構成は、医師などに整復治療を自在に行わせるに好適である。

また、例えば、揺動アーム５２、第１可動テーブル６１、第２可動テーブル６７、第３可動テーブル６４および下腿支持台５８は、所定の順序、例えば、この第１の実施形態おいて記載した順序で段階的に取り付けることができ、この場合には、各部を独立させて別々に組み立てる場合に比べて構成を簡略化できる。

また、例えば、下腿支持台５８には、患者Ｋの下腿Ｋ２を固定するための固定手段（バンド１１１など）を設けたので、下腿支持台５８から患者Ｋの脚に力を有効に伝達できる。また、下肢Ｋ１および足首Ｋ４に行わせる各動作は、それぞれ単独で行わせることができるが、２種類以上の動作を同時に行なわせることもできる。例えば、揺動アーム５２と継手部材７２Ａ，７２Ｂを同時に駆動することにより、下肢Ｋ１に左右移動動作を行わせながら、足首Ｋ４に前後の曲げ動作などを行わせることなどが可能になる。

また、下腿支持台５８には、患者Ｋの足裏を当てる足裏当て部材１１０を設けたので、下肢Ｋ１に前後の伸縮動作を行なわせるとき、または足首Ｋ４に前後の曲げ動作や左右への振り動作を行なわせるときに、患者Ｋの足裏全体に力を加えることができ、これにより、患者Ｋに無用な痛みを与えるのを防止することができる。

また、上述した第１の実施形態においては、整復部５の揺動アーム５２を揺動させるための駆動手段（アーム駆動手段）を有する場合を示したが、この駆動手段は必ずしも設ける必要はない。設けない場合は、人力によって揺動アーム５２を所望の位置に揺動させ、位置決めを行う。

なお、この発明は、必ずしも整復装置に適用するのみならず、土木作業の際に利用される土木機器、機材の搬送装置、など、外部からの力を検知することによって作用させる力を補助するように構成された、あらゆる装置に適用することが可能である。

また、上述の第１の実施形態においては、オペレーションボックス１１７として、図３に示すように、外部にスイッチなどが突出した装置が用いられているが、このオペレーションボックス１１７として、図３中に示されるような各種スイッチをタッチパネル上に表示して、ボタンと同様の作用を行うことができる構成を採用することも可能である。なお、この場合であっても、非常時において、装置の稼動を停止するための非常停止ボタンなどは、タッチパネル外の突出したボタンから構成することが望ましい。

この発明の第１の実施形態による整復装置における整復部を示す斜視図である。 この発明の第１の実施形態による整復装置における整復部によって患者の下肢に行わせることが可能な動作を説明するための図である。 この発明の第１の実施形態による整復装置のコントローラを示す略線図である。 この発明の第１の実施形態によるパワーアシスト制御を実行する制御系を示す制御ブロック図である。 この発明の第１の実施形態および従来技術によるパワーアシスト制御装置における操作者による力の入力に対する変換操作力を示すグラフである。 この発明の第２の実施形態によるパワーアシスト制御を実行する、速度域および加速度域でのＰＩＤ制御を行う制御系を示す制御ブロック図である。 この発明の第２の実施形態によるパワーアシスト制御を実行する、速度域でのＰＩＤ制御を行う制御系を示す制御ブロック図である。 この発明の第２の実施形態および従来技術によるパワーアシスト制御装置における操作者による力の入力に対する変換操作力を示すグラフである。 従来技術によるパワーアシスト制御を実行する制御系を示す制御ブロック図である。

符号の説明

５ 整復部
５０ 支持台
５２ 揺動アーム
５２Ａ ボルト
５６ 支持プレート
５６Ｂ ストッパ
５８ 下腿支持台
６０ 軸線
６１，６７，６４ 可動テーブル
６２，８３，９７，１０２，１０４，１２０，４２１，６０５ モータ
６４ 可動テーブル
６５ 第３駆動手段
６７ 可動テーブル
６８ 第２駆動手段
７２ 自在継手
７２Ａ，７２Ｂ 継手部材
７３ 中継プレート
７５ ガイド部材
７６ 中間部材
７７ 昇降部材
１０２，１０４ 中空モータ
１１０ 足裏当て部材
１１０Ａ 座部
１１１ バンド
１１３ コントロールユニット
１１４，６０１ 力センサ
１１５ 力表示部
１１７ オペレーションボックス
１１８ ドライバ
１２１ フットスイッチ
４０１ ローパスフィルタ
４０２ 非線形化演算処理部
４０３ 患足重方向ベクトル生成処理部
４０４ エンドエフェクタ処理実行処理部
４１１，４１７ 積分制御部
４１２ 比例制御部
４１３ 微分制御部
４１４，５０７ 定数倍処理
４２２ 積分処理部
４２３，６０６ エンコーダ
４２５，４１６ 微分処理部
５０１ 重力自重キャンセル処理部
５０２ 加速カーブ非線形化処理部
５０３ 減速カーブ非線形化処理部
５０４，５０６ 回転演算処理部
５０５ むだ時間要素
６０２ 演算処理
６０４ 積分処理

Claims (17)

1. 制御手段により、対象物に作用する力を計測する力検知手段により計測された外部から加えられたアシスト対象力Ｘに対し、上記対象物に対して力を作用させる駆動手段により上記アシスト対象力Ｘに基づいた補助力Ｆまたは速度Ｆを出力するように制御されるパワーアシスト制御方法であって、
   上記制御手段が、
   上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）に基づいて、上記駆動手段により、パワーアシスト制御による上記補助力Ｆまたは上記速度Ｆを出力させ、
   上記関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、上記関数の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
   上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかであり、
   上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆ（Ｘ）である関数ｆup（Ｘ）と、上記アシスト対象力Ｘが減少する場合において、上記制御手段が、上記駆動手段によりパワーアシスト制御による上記補助力Ｆまたは上記速度Ｆを出力させる基礎となる関数ｆdown（Ｘ）とが、異なる関数であり、
   上記関数ｆup（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆup（Ｘ）の導関数ｆup´（Ｘ）が減少関数であり、かつ、上記関数ｆdown（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆdown（Ｘ）の導関数ｆdown´（Ｘ）が増加関数である
   ことを特徴とするパワーアシスト制御方法。
2. 上記関数ｆ（Ｘ）が、Ａ，Ｂを正の定数、Ｃ，Ｄを定数、ｎを２以上の自然数として、
   

   

   で表される
   ことを特徴とする請求項１記載のパワーアシスト制御方法。
3. それぞれの上記アシスト対象力が増加する場合における関数ｆup（Ｘ）および上記アシスト対象力が減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が、上記アシスト対象力の向きに応じて、それぞれ独立して設定可能に構成されている
   ことを特徴とする請求項１または２記載のパワーアシスト制御方法。
4. 上記アシスト対象力の増加および減少に応じて、上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）と上記アシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）とが連続的に切り替えられる
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項記載のパワーアシスト制御方法。
5. 上記力検知手段が、並進３軸方向および回転３軸方向に作用する力を検知可能な６軸力センサであり、
   上記６軸方向の、それぞれの軸方向に沿って上記パワーアシスト制御を実行するようにした
   ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１項記載のパワーアシスト制御方法。
6. 上記対象物の速度変化および／または加速度変化に基づいて、上記対象物の速度域および／または加速度域における比例・積分・微分制御によるフィードバック制御を行うようにした
   ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１項記載のパワーアシスト制御方法。
7. 対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、
   上記対象物に対して力を作用させる駆動手段と、
   上記駆動手段を制御するとともに上記力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、
   上記制御手段が、上記力検知手段により計測された上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）に基づいて、上記駆動手段によりパワーアシスト制御による補助力Ｆまたは速度Ｆを出力させ、
   上記関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、上記関数ｆ（Ｘ）の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
   上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかであり、
   上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における、上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）である関数ｆup（Ｘ）と、上記アシスト対象力Ｘが減少する場合において、上記制御手段が、上記駆動手段によりパワーアシスト制御による上記補助力Ｆまたは上記速度Ｆを出力させる基礎となる関数ｆdown（Ｘ）とが、互いに異なる関数であり、
   上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆup（Ｘ）の導関数ｆup´（Ｘ）が減少関数であり、かつ、上記アシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が増加関数であるとともに、上記関数ｆdown（Ｘ）の導関数ｆdown´（Ｘ）が増加関数である
   ことを特徴とするパワーアシスト制御装置。
8. 上記関数ｆ（Ｘ）が、Ａ，Ｂを正の定数、Ｃ，Ｄを定数、ｎを２以上の自然数として、
   

   

   で表される
   ことを特徴とする請求項７記載のパワーアシスト制御装置。
9. それぞれの上記アシスト対象力が増加する場合における関数ｆup（Ｘ）および上記アシスト対象力が減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が、上記アシスト対象力の向きに応じて、それぞれ独立して設定可能に構成されている
   ことを特徴とする請求項７または８記載のパワーアシスト制御装置。
10. 上記アシスト対象力Ｘの増加および減少に応じて、それぞれ上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）と上記アシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）とが連続的に切り替えられる
    ことを特徴とする請求項７乃至９のいずれか１項記載のパワーアシスト制御装置。
11. 上記力検知手段が、並進３軸方向および回転３軸方向に作用する力を検知可能な６軸力センサであり、
    上記６軸方向のそれぞれの方向に沿って、上記パワーアシスト制御を実行可能に構成された
    ことを特徴とする請求項７乃至１０のいずれか１項記載のパワーアシスト制御装置。
12. 上記対象物の速度変化および／または加速度変化に基づいて、上記対象物の速度域および／または加速度域における比例・積分・微分制御によるフィードバック制御を実行可能に構成されている
    ことを特徴とする請求項７乃至１１のいずれか１項記載のパワーアシスト制御装置。
13. 対象物に作用する力を計測可能に構成された力検知手段と、上記対象物に対して力を作用させる駆動手段と、上記駆動手段を制御するとともに上記力検知手段との間でデータを通信可能に構成された制御手段とを有し、上記制御手段が、上記力検知手段により検知された上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）に基づいて、上記駆動手段により、上記対象物を上記速度Ｆで移動可能または上記対象物に上記補助力Ｆを作用可能に構成されたパワーアシスト制御機構を有し、
    上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）が増加関数であるとともに、上記関数ｆ（Ｘ）の導関数ｆ´（Ｘ）が減少関数であり、
    上記関数ｆ（Ｘ）は、対数関数、（１／ｎ）次関数、三角関数のいずれかであり、
    上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における、上記アシスト対象力Ｘを変数とした関数ｆ（Ｘ）である関数ｆup（Ｘ）と、上記アシスト対象力Ｘが減少する場合において、上記制御手段が、上記駆動手段によりパワーアシスト制御による上記補助力Ｆまたは上記速度Ｆを出力させる基礎となる関数ｆdown（Ｘ）とが、互いに異なる関数であるパワーアシスト制御機構を有し、
    上記アシスト対象力Ｘが増加する場合における関数ｆup（Ｘ）が増加関数であるとともに上記関数ｆup（Ｘ）の導関数ｆup´（Ｘ）が減少関数であり、かつ、上記アシスト対象力Ｘが減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が増加関数であるとともに、上記関数ｆdown（Ｘ）の導関数ｆdown´（Ｘ）が増加関数である
    ことを特徴とする整復装置。
14. 上記関数ｆ（Ｘ）が、Ａ，Ｂを正の定数、Ｃ，Ｄを定数、ｎを２以上の自然数として、
    

    

    で表される
    ことを特徴とする請求項１３記載の整復装置。
15. それぞれの上記アシスト対象力が増加する場合における関数ｆup（Ｘ）および上記アシスト対象力が減少する場合における関数ｆdown（Ｘ）が、上記アシスト対象力の向きに応じて、それぞれ独立して設定可能に構成されている
    ことを特徴とする請求項１３または１４記載の整復装置。
16. 上記力検知手段が、並進３軸方向および回転３軸方向に作用する力を検知可能な６軸力センサであり、
    上記６軸方向のそれぞれの方向に沿って、上記パワーアシスト制御を実行可能に構成されている
    ことを特徴とする請求項１３乃至１５のいずれか１項記載の整復装置。
17. 上記対象物の速度変化および／または加速度変化に基づいて、上記対象物の速度域および／または加速度域における比例・積分・微分制御によるフィードバック制御を実行可能に構成されている
    ことを特徴とする請求項１３乃至１６のいずれか１項記載の整復装置。

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