JP5146299B2 - Walking assist device - Google Patents
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Description
本発明は、ユーザの脚にトルクを与えて歩行動作を補助する歩行補助装置に関する。特に、ユーザの一歩目の踏み出しから適切に歩行動作を補助することができる歩行補助装置に関する。 The present invention relates to a walking assist device that assists walking motion by applying torque to a user's leg. In particular, the present invention relates to a walking assistance device that can assist the walking motion appropriately from the first step of the user.
ユーザの脚に装着し、脚の関節にトルクを加えることによってユーザの歩行動作を補助する歩行補助装置が研究されている。例えば、特許文献1や特許文献2に、そのような歩行補助装置の一例が開示されている。 Research has been made on a walking assistance device that is attached to a user's leg and assists the user's walking movement by applying torque to the joint of the leg. For example, Patent Document 1 and Patent Document 2 disclose examples of such walking assistance devices.
歩行動作とは、左右の脚の周期的な動きである。例えば、歩行動作に合わせてユーザの膝関節にトルクを加える歩行補助装置は、膝関節の角度が周期的な目標軌道に追従するようにトルクを加えればよい。 Walking motion is a periodic movement of the left and right legs. For example, a walking assist device that applies torque to the user's knee joint in accordance with the walking motion may apply torque so that the angle of the knee joint follows a periodic target trajectory.
これまでの歩行補助装置は、左右の脚を交互に振り出す定常的周期的な歩行動作の補助に主眼が置かれていた。歩行補助装置は、定常的周期的な歩行動作を示す歩行パターンのデータを有していることがある。歩幅や歩行速度など、歩行パターンを特徴付けるパラメータは時々刻々変化する。歩行補助装置は、前回の歩行周期におけるそれらのパラメータに基づいて歩行パターンを補正していくことによって、ユーザの歩行動作を適切に補助することができる。 The conventional walking assist devices have been mainly focused on assisting the steady and periodic walking motion of alternately swinging the left and right legs. The walking assist device may have walking pattern data indicating a steady periodic walking motion. Parameters that characterize walking patterns, such as stride and walking speed, change from moment to moment. The walking assist device can appropriately assist the user's walking motion by correcting the walking pattern based on those parameters in the previous walking cycle.
しかしながら、立ち止まっているユーザが最初の一歩を踏み出すときの脚の動きは、定常的周期的な歩行動作における脚の動きとは異なる。いずれか一方の脚を自由に動かすことができないユーザは、通常、不自由な脚から最初の一歩を踏み出す。両脚が不自由なユーザは、必ず患脚から一歩を踏み出す。なお、本明細書では、ユーザが自由に動かすことできない脚を患脚(affected leg)と称し、自由に動かすことのできる脚を健常脚(sound leg)と称する。患脚の最初の一歩は、その動きを予め予想することが難しいため、定常的周期的な歩行動作に基づく制御では適切に補助することができない。本発明は、上記課題に鑑みて創作された。本発明は、ユーザの歩き出しから適切に歩行動作を補助することができる歩行補助装置を提供することを目的とする。 However, the movement of the leg when the stationary user takes the first step is different from the movement of the leg in the regular periodic walking movement. A user who is not able to move either leg freely usually takes the first step from the crippled leg. A user who has difficulty with both legs always takes a step from the affected leg. In the present specification, a leg that the user cannot move freely is referred to as an affected leg, and a leg that can be freely moved is referred to as a healthy leg. Since it is difficult to predict the movement of the affected leg in the first step in advance, it cannot be appropriately supported by the control based on the regular periodic walking motion. The present invention has been created in view of the above problems. An object of this invention is to provide the walking assistance apparatus which can assist walk operation appropriately from a user's start.
ユーザが歩行せずに立ち姿勢で停止しているとき、水平面内におけるユーザの重心位置は両足のほぼ中央に位置する。ユーザが一歩踏み出すとき、ユーザの重心は立脚側に移動する。一歩踏み出そうと一方の脚を上げるとき、ユーザの重心位置は徐々に他方の足側へ移動する。踏み出す動作を止める場合、一旦上げた脚を再度接地する。このとき、他方の足側へ移動していた重心位置は、両足の間へ戻る。すなわち、一歩踏み出すときの脚の動きは、ユーザの重心位置の横方向の移動量と一意の関係がある。 When the user stops in a standing posture without walking, the position of the center of gravity of the user in the horizontal plane is located at the approximate center of both feet. When the user takes a step, the user's center of gravity moves to the stance side. When raising one leg to take a step, the position of the center of gravity of the user gradually moves to the other foot side. If you want to stop the stepping action, touch the leg once raised. At this time, the center-of-gravity position that has been moved to the other foot side returns to between both feet. That is, the movement of the leg when taking a step has a unique relationship with the amount of lateral movement of the user's center of gravity.
本発明は、上記の知見に基づいて創作された。本発明に係る歩行補助装置は、ユーザの脚に沿って装着される脚装具と、ユーザの重心位置を検出する重心センサと、脚装具を制御するコントローラを備える。脚装具は、脚の関節にトルクを加えるアクチュエータを有している。センサは、少なくとも、ユーザの重心の水平面内における位置を検出できればよい。以下では、「水平面内における重心位置」を単に「重心位置」と表現する。コントローラは、ユーザの脚の関節角度が目標角に追従するように脚装具を制御する。このコントローラは、重心位置の横方向の移動量に応じた目標角を生成する。より具体的には、コントローラは、重心の横方向の位置が一方の足に近づくにつれて他方の足を(鉛直)上方へ移動させる目標関節角を生成する。ここで、「横方向」は、ユーザの体側方向を意味する。 The present invention was created based on the above findings. A walking assistance device according to the present invention includes a leg brace that is worn along a user's leg, a barycentric sensor that detects the position of the user's barycenter, and a controller that controls the leg brace. The leg brace has an actuator that applies torque to the joint of the leg. The sensor only needs to detect at least the position of the user's center of gravity in the horizontal plane. Hereinafter, “the position of the center of gravity in the horizontal plane” is simply expressed as “the position of the center of gravity”. The controller controls the leg brace so that the joint angle of the user's leg follows the target angle. This controller generates a target angle corresponding to the amount of lateral movement of the center of gravity position. More specifically, the controller generates a target joint angle that moves the other foot upward (vertically) as the lateral position of the center of gravity approaches one foot. Here, the “lateral direction” means the body side direction of the user.
重心センサは、両足裏に備えられた圧力センサでよいし、ユーザの脚の各関節角度を計測する角度センサ群であってもよい。ユーザの体格構造が既知であれば、脚の各関節角度からユーザの姿勢を特定し、重心位置を推定できる。また、重心センサは、ユーザのZMPを計測するものであってもよい。一方を踏み出すときのZMPの位置は、重心の位置が支配的である。従って、本発明を実現するに際しては、「ZMP位置」は、「重心位置」と実質的に同義に扱える。 The center-of-gravity sensor may be a pressure sensor provided on the soles of both feet, or an angle sensor group that measures each joint angle of the user's leg. If the user's physique is known, the user's posture can be specified from each joint angle of the leg, and the center of gravity position can be estimated. The center of gravity sensor may measure the user's ZMP. The position of the center of gravity is dominant in the position of the ZMP when stepping on one side. Therefore, in realizing the present invention, the “ZMP position” can be treated substantially the same as the “center of gravity position”.
上記の歩行補助装置は、ユーザが重心位置を一方の足へ近づけると他方の足を上方へ移動するように脚の関節にトルクを加える。重心位置を元に戻すと、他方の足は下方へ戻される。この歩行補助装置は、ユーザが一歩踏み出そうとするときの体重移動と足の動きの関係によくマッチしたトルクを脚の関節に加える。この歩行補助装置は、ユーザが定常的な歩行動作に移る前の、停止している状態から一歩を踏み出すときの動作を適切に補助することができる。また、ユーザが一歩を踏み出そうとして思い止まり、もとの停止状態に戻る場合でも、この歩行補助装置は、重心位置が元の位置に近づくにつれて足が下がるようにトルクを調整する。そのような歩行補助装置の動作は、歩行動作の周期的な目標軌道に沿って関節にトルクを加える従来の装置では実現できなかったものである。 The walking assist device applies torque to the joints of the legs so as to move the other leg upward when the user brings the center of gravity position closer to the one leg. When the center of gravity is returned to the original position, the other leg is returned downward. This walking assist device applies torque that closely matches the relationship between weight shift and foot movement when the user tries to step one step to the leg joint. This walking assistance device can appropriately assist the operation when taking a step from the stopped state before the user moves to a steady walking operation. In addition, even when the user stops thinking about taking a step and returns to the original stop state, the walking assist device adjusts the torque so that the foot is lowered as the center of gravity approaches the original position. Such an operation of the walking assistance device cannot be realized by a conventional device that applies torque to the joint along the periodic target trajectory of the walking operation.
ユーザは、一歩を踏み出した後、周期的な歩行動作に移る。従って歩行補助装置は、ユーザの一歩の踏み出し動作から周期的な歩行動作への移行を検知し、周期的な歩行動作を補助する制御モードに移行すると好適である。以下の技術的特徴を備えることによって、周期的な歩行補助モードへ円滑に移行できる歩行補助装置が実現する。即ち、歩行補助装置は、ユーザの両足間の前後方向距離を検出する脚センサを備える。コントローラは、重心位置の横方向の移動量に応じた目標角を生成する足踏み制御モードと、周期的な歩行パターンに基づいて目標角を生成する周期的歩行補助モードを切り替えることができる。コントローラは、足踏み制御モードを実行している間に、前後方向距離が距離閾値を超えた場合に周期的歩行補助モードに切り替える。 After taking a step, the user moves to a periodic walking motion. Accordingly, it is preferable that the walking assistance device detects a transition from a one-step stepping motion of the user to a periodic walking motion and shifts to a control mode that assists the periodic walking motion. By providing the following technical features, a walking assistance device that can smoothly transition to the periodic walking assistance mode is realized. That is, the walking assist device includes a leg sensor that detects a distance in the front-rear direction between the user's feet. The controller can switch between a stepping control mode for generating a target angle corresponding to the lateral movement amount of the center of gravity position and a periodic walking assist mode for generating a target angle based on a periodic walking pattern. The controller switches to the periodic walking assist mode when the front-rear direction distance exceeds the distance threshold while executing the stepping control mode.
本発明の歩行補助装置は、ユーザの一歩目の歩き出しから適切に歩行動作を補助することができる。 The walking assistance device of the present invention can assist the walking motion appropriately from the user's first step.
図面を参照して実施例の歩行補助装置10を説明する。図1に、歩行補助装置10の概要図を示す。図1(A)は正面図を示し、図1(B)は側面図を示す。本実施例では、ユーザは左膝関節を自由に動かすことができないとする。歩行補助装置10は、ユーザの左膝関節に適切なトルクを加えてユーザの歩行動作を補助する。
A
歩行補助装置10は、ユーザの右脚に沿って装着される右脚装具12Rと左脚に沿って装着される左脚装具12Lを有する。脚装具12R、12Lは、支持リンク30によって連結されている。
The
左脚装具12Lを詳しく説明する。左脚装具12Lは、ユーザの大腿部から下腿部に沿って左脚の外側に装着される。左脚装具12Lは、上部リンク14L、下部リンク16L、及び足底リンク18Lを有する多リンク機構である。上部リンク14Lの上端が腰ジョイント20aLを介して支持リンク30に連結されている。下部リンク16Lは、膝の外側に位置する膝ジョイント20bLによって、上部リンク14Lに連結されている。足底リンク18Lは、ユーザの踝の外側に位置する足首ジョイント20cLによって、下部リンク16Lに揺動可能に連結されている。上部リンク14Lは、ベルトでユーザの大腿部に固定される。下部リンク16Lは、ベルトでユーザの下腿部に固定される。足底リンク18Lは、ベルトでユーザの足底に固定される。足底リンク18Lを固定するベルトは、図示を省略している。支持リンク30は、ユーザの体幹(腰)に固定される。
The
ユーザが左脚装具12Lを装着すると、腰ジョイント20aL、膝ジョイント20bL、及び、足首ジョイント20cLは夫々、ユーザの股関節のピッチ軸、膝関節のピッチ軸、及び、足首関節のピッチ軸と同軸に位置する。即ち、左脚装具12Lは、ユーザの左脚の動きに応じて揺動することができる。各ジョイントには、リンク間の角度を検出するためのエンコーダ21が取り付けられている。以下では、リンク間の角度をジョイントの角度と別言する。また、各ジョイントに取り付けられているエンコーダ群21を脚センサ21と総称する。
When the user wears the
足底リンク18Lの足底面には、複数の圧力センサ22a、22bが取り付けられている。図1(B)に示すように、複数の圧力センサは、足底リンク18Lの前方と後方に離間して取り付けられている。圧力センサ22aは、足底リンク18Lの前方に取り付けられており、圧力センサ22bは、足底リンク18Lの後方に取り付けられている。前方の圧力センサ22aは、ユーザの拇指球に相当する位置に取り付けられており、後方の圧力センサ22bはユーザの踵に相当する位置に取り付けられている。以下では、2つの圧力センサ22aと22bを、圧力センサ22と総称する。圧力センサ22は、足底リンク18Lと歩行面との接地を検知するとともに、足底リンク18Lが歩行面から受ける圧力の分布を検出する。
A plurality of
膝ジョイント20bLには、モータ32(アクチュエータ)が取り付けられている。モータ32は、ユーザの膝関節の外側に位置する。モータ32は、上部リンク14Lに対して下部リンク16Lを回転させることができる。即ちモータ32は、ユーザの左膝関節にトルクを加えることができる。
A motor 32 (actuator) is attached to the knee joint 20bL. The
右脚装具12Rは、モータ32を除いて、左脚装具12Lと同じ構造を有している。
The
コントローラ40は、脚センサ21(エンコーダ21)、及び圧力センサ22の出力に基づいて、モータ32を制御する。コントローラ40のブロック図を図2に示す。コントローラ40は、記憶装置42、管理モジュール44、及び、ドライバモジュール46を備える。記憶装置42には、周期的目標角パターンと重心依存目標角パターンが記憶されている。周期的目標角パターンは、歩行時の左膝関節の目標軌道である。重心依存目標角パターンは、ユーザの横方向(ユーザ体側方向)の重心位置と膝関節の目標角との関係を規定している。管理モジュール44は、脚センサ21と圧力センサ22の出力に基づいて、周期的目標角パターンと重心依存目標角パターンのいずれか一方を選択するとともに、選択されたパターンに基づいて膝目標角を生成する。生成された膝目標角と脚センサ21が検出する膝計測角の差分がドライバモジュール46に入力される。ドライバモジュール46は、差分がゼロとなるようにモータ32を制御する。即ち、コントローラ40は、ユーザの左膝が膝目標角に追従するようにモータ32を制御し、左膝にトルクを加える。
The
図3〜図6を参照して、周期的目標角パターンと重心依存目標角パターンの一例を説明する。図3は重心依存目標角パターンを示している。図3の横軸は、ユーザの重心位置の横方向の位置Xを示しており、縦軸は膝目標角Aを示している。膝目標角Aの定義を、図5に示す。膝目標角Aは、左上部リンク14Lと左下部リンク16Lのなす角度に相当する。別言すれば、膝目標角Aは、左膝ジョイント20bLの角度である。膝目標角A=180度が、膝を伸ばした状態に対応する。膝目標角Aが小さくなるほど膝が曲がることを意味する。
An example of the periodic target angle pattern and the center-of-gravity-dependent target angle pattern will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows the center-of-gravity dependent target angle pattern. The horizontal axis in FIG. 3 indicates the horizontal position X of the user's center of gravity, and the vertical axis indicates the knee target angle A. The definition of the knee target angle A is shown in FIG. The knee target angle A corresponds to the angle formed by the upper
重心位置Xの定義を図6に示す。図6の上方がユーザの前方に相当し、図6の下方がユーザの後方に相当する。図6の符号GPが重心を示す。重心位置Xは、左右足底リンク18L、18Rの横方向の中間位置を原点とする座標系における重心位置の横方向距離に相当する。重心位置Xが大きくなるほど、重心位置が左足から右足へ移動することを示す。
The definition of the gravity center position X is shown in FIG. The upper part of FIG. 6 corresponds to the front of the user, and the lower part of FIG. 6 corresponds to the rear of the user. The symbol GP in FIG. 6 indicates the center of gravity. The center-of-gravity position X corresponds to the lateral distance of the center-of-gravity position in the coordinate system with the origin in the lateral intermediate position of the left and right
図3に示す通り、重心位置Xが大きくなるほど、膝目標関節Aは小さくなる。即ち、重心位置が右側に移動するほど、左膝を曲げる方向に膝目標角Aがシフトする。別言すれば、重心位置が右側に移動するほど、左足を上げる方向に膝目標角Aがシフトする。一般的に表現すると、重心依存目標角パターンは、膝目標角と重心位置の関係を規定しており、重心の歩行方向の位置が一方の足に近づくにつれて他方の足を鉛直上方へ移動させるように他方の脚の膝目標角Aが変化する。ただし、距離X≦P1の範囲、及び、P2≦距離Xの範囲は不感帯である。位置P2は、重心位置Xが左足底リンク18Lの領域内に入る位置に相当する。重心位置が左足底リンク18L内に入れば、ユーザは右脚のみで立つことができる。別言すれば、重心位置が左足底リンク18L内に入れば、ユーザは左脚を浮かせてもバランスを保つことができる。コントローラ40は、重心依存目標角パターンを選択している場合、図3に示すパターンに基づいて、重心位置Xから膝目標角Aを決定する。
As shown in FIG. 3, the knee target joint A becomes smaller as the gravity center position X becomes larger. That is, the knee target angle A shifts in the direction of bending the left knee as the center of gravity moves to the right. In other words, as the center of gravity moves to the right, the knee target angle A shifts in the direction of raising the left foot. In general, the center-of-gravity-dependent target angle pattern defines the relationship between the knee target angle and the center of gravity position, and moves the other leg vertically upward as the position of the center of gravity in the walking direction approaches one leg. The knee target angle A of the other leg changes. However, the range of distance X ≦ P1 and the range of P2 ≦ distance X are dead zones. The position P2 corresponds to a position where the gravity center position X falls within the region of the left
図4は周期的目標角パターンを示している。図4の横軸は時間を示しており、縦軸は膝目標角Aを示している。T0は、左脚の離床タイミングに相当する。T2は、左脚の着床タイミングに相当する。左脚が着床するとき、膝目標角A=180となり、左膝が最も伸びる。T0からT2までの期間が、左脚が浮いている期間(遊脚期間)に相当する。T1は、左膝が最も屈曲したタイミングに相当する。このとき、左膝の位置が右膝の位置と横方向に概ね並ぶ。T3は右脚の離床タイミングに相当し、T4は右脚の着床タイミングに相当する。T5は左脚の離床タイミングに相当する。すなわち、T0からT5までのパターンが周期的に続く。なお、図4のグラフは、周期的目標角パターンの形状を模式化して示しているにすぎず、実際の周期的目標角パターンはさらに複雑な軌道を描く。コントローラ40は、周期的目標角パターンを選択している場合、図5に示す周期的パターンに基づいて、各時刻の膝目標角Aを決定する。足の位置と脚関節の間には一意の対応関係があるので、周期的目標角パターンは、歩行時の足の軌道を記した歩行パターンで表現されていてもよい。
FIG. 4 shows a periodic target angle pattern. The horizontal axis in FIG. 4 indicates time, and the vertical axis indicates the knee target angle A. T0 corresponds to the timing of getting out of the left leg. T2 corresponds to the landing timing of the left leg. When the left leg is landed, the knee target angle A is 180, and the left knee is most extended. A period from T0 to T2 corresponds to a period in which the left leg is floating (free leg period). T1 corresponds to the timing at which the left knee is most bent. At this time, the position of the left knee is approximately aligned with the position of the right knee in the lateral direction. T3 corresponds to the right leg leaving timing, and T4 corresponds to the right leg landing timing. T5 corresponds to the left leg leaving timing. That is, the pattern from T0 to T5 continues periodically. Note that the graph of FIG. 4 only schematically shows the shape of the periodic target angle pattern, and the actual periodic target angle pattern describes a more complicated trajectory. When the periodic target angle pattern is selected, the
前述したように、コントローラ40は、管理モジュール44が生成した膝目標角Aにユーザの左膝の角度が追従するようにモータ32を駆動する。重心依存目標角パターンに基づいて膝目標角Aを生成するときの制御を足踏み制御モードと称し、周期的目標角パターンに基づいて膝目標角Aを生成するときの制御を周期的歩行補助モードと称する。
As described above, the
図7にコントローラ40が実行する処理のフローチャートを示す。図7のフローチャートは、ユーザが立ち止まっているときからスタートする。コントローラ40は、足踏み制御モードでスタートする。コントローラ40はまず、脚センサ21と圧力センサ22のデータを取得する(S10)。圧力センサ22は、両方の足底リンク18L、18Rの下面に加わっている圧力分布を計測している。コントローラ40は、圧力センサ22が計測した圧力分布に基づいて、ユーザの重心の横方向位置を算出する。同時にコントローラ40は、脚センサ21のデータに基づいて、両足間の前後方向の距離を算出する(S12)。次にコントローラ40は、重心の横方向位置に基づいて膝目標角を生成し出力する(S14)。前述したようにこのときコントローラ40は、重心依存目標角パターンを参照して、重心の横方向位置から膝目標角を決定する。コントローラ40は、足間距離が距離閾値を超えるまで上記ステップS10−S14のループを繰り返す(S16:NO)。
FIG. 7 shows a flowchart of processing executed by the
コントローラ40は、足間距離が距離閾値を超えると、制御モードを周期的歩行補助モードに切り替える(S16:YES、S18)。制御モードに切り換わると、それまで重心位置に応じて決定されていた膝目標角が、周期的に変化する周期的目標角パターンに基づいて決定される。
When the foot-to-foot distance exceeds the distance threshold, the
足踏み制御モードでは、ユーザが重心を右方向へ移動すると、その移動量に応じて左足を上げる方向に膝目標角が生成され、その膝目標角にユーザの左膝関節角が追従するように左膝関節にトルクが加えられる。歩行を開始するとき、ユーザは、自らの意思でゆっくり重心を移動させればよい。ユーザが重心を右足側へ移動させると、ユーザの左膝を持ち上げる方向にトルクが加えられる歩行補助装置10は、ユーザの重心の移動量に合わせて左膝関節にトルクを加える。この歩行補助装置10は、歩き出しの一歩目の動きを適切に補助する。
In the stepping control mode, when the user moves the center of gravity to the right, the knee target angle is generated in the direction of raising the left foot according to the amount of movement, and the left knee joint angle of the user follows the knee target angle. Torque is applied to the knee joint. When starting to walk, the user may move the center of gravity slowly with his own intention. When the user moves the center of gravity to the right foot side, the walking assist
ユーザが歩行開始の動作を中止したい場合、重心を左右の足の中心に戻すと左膝に加えられていたトルクが弱まり、左足が下がる。 When the user wants to stop the walking start operation, when the center of gravity is returned to the center of the left and right feet, the torque applied to the left knee is weakened and the left foot is lowered.
距離閾値は、コントローラ40が予め記憶している。距離閾値は、例えは30cmに設定されている。両足間の距離が30cm以上の場合は、ユーザが一歩前に踏み出したこと示す。そのタイミングで、歩行補助装置10は、足踏み制御モードから周期的歩行補助モードに切り替える。ユーザの歩行開始の動作に合わせて、足踏み制御モードから周期的歩行補助モードへ円滑に自動的に切り換わる。
The distance threshold is stored in advance by the
実施例の歩行補助装置の特徴を以下にまとめる。コントローラは、ユーザの脚の関節角度が目標角に追従するように脚装具を制御する。コントローラは、ユーザが周期的な歩行動作を開始する前に、ユーザの横方向の重心移動量に応じた目標角を生成する足踏み制御モードを実行する。コントローラは、足踏み制御モードを実行している間に、両足の前後方向距離が距離閾値を超えた場合に、周期的歩行補助モードに切り替える。ここで、足踏み制御モードは、重心の左右方向位置の中心位置からの移動量に応じて、重心位置が離れる側の足を上方に移動させる目標角を生成する。周期的歩行補助モードは、歩行動作の周期的な脚の軌道に基づく脚関節の目標角を生成する。 The features of the walking assistance device of the embodiment are summarized below. The controller controls the leg brace so that the joint angle of the user's leg follows the target angle. The controller executes a stepping control mode for generating a target angle corresponding to the amount of movement of the center of gravity in the lateral direction of the user before the user starts a periodic walking motion. The controller switches to the periodic walking assist mode when the distance in the front-rear direction of both feet exceeds the distance threshold while executing the stepping control mode. Here, the stepping control mode generates a target angle for moving the foot on the side away from the center of gravity position upward according to the amount of movement of the center of gravity from the center position in the left-right direction. The periodic walking assist mode generates a target angle of the leg joint based on the periodic leg trajectory of the walking motion.
実施例の歩行補助装置は、一方の脚のみが患脚のユーザに適しているが、両足の関節にトルクを与える歩行補助装置へも容易に展開できる。トルクを与える関節は、膝関節に限られない。歩行補助装置は、足首関節にトルクを加える装置であってもよいし、股関節にトルクを加える装置であってもよい。 The walking assist device of the embodiment is suitable for a user who has an affected leg only in one leg, but can be easily deployed to a walking assist device that applies torque to the joints of both legs. The joint that applies torque is not limited to the knee joint. The walking assist device may be a device that applies torque to the ankle joint, or may be a device that applies torque to the hip joint.
以上、本発明の具体例を詳細に説明したが、これらは例示に過ぎず、特許請求の範囲を限定するものではない。特許請求の範囲に記載の技術には、以上に例示した具体例を様々に変形、変更したものが含まれる。本明細書または図面に説明した技術要素は、単独であるいは各種の組合せによって技術的有用性を発揮するものであり、出願時請求項記載の組合せに限定されるものではない。また、本明細書または図面に例示した技術は複数目的を同時に達成し得るものであり、そのうちの一つの目的を達成すること自体で技術的有用性を持つものである。 Specific examples of the present invention have been described in detail above, but these are merely examples and do not limit the scope of the claims. The technology described in the claims includes various modifications and changes of the specific examples illustrated above. The technical elements described in this specification or the drawings exhibit technical usefulness alone or in various combinations, and are not limited to the combinations described in the claims at the time of filing. In addition, the technology exemplified in this specification or the drawings can achieve a plurality of objects at the same time, and has technical usefulness by achieving one of the objects.
10:歩行補助装置
12R、12L:脚装具
14R、14L:上部リンク
16R、16L:下部リンク
18R、18L:足底リンク
20:ジョイント
21:エンコーダ
22:圧力センサ
30:支持リンク
32:モータ
40:コントローラ
10: Walking
Claims (2)
ユーザの脚に沿って装着され、脚の関節にトルクを加える脚装具と、
ユーザの重心位置を検出する重心センサと、
ユーザの脚の関節角度が目標角に追従するように脚装具を制御するコントローラと、を備えており、
コントローラは、重心位置の横方向の移動量に応じた目標角を生成することを特徴とする歩行補助装置。 It is a walking assistance device that assists the user's walking movement,
A leg brace that is worn along the user's leg and applies torque to the leg joint;
A center of gravity sensor for detecting the position of the center of gravity of the user;
A controller for controlling the leg brace so that the joint angle of the user's leg follows the target angle,
The controller generates a target angle corresponding to the amount of lateral movement of the center of gravity position.
コントローラは、重心位置の横方向の移動量に応じた目標角を生成する足踏み制御モードと、周期的な歩行パターンに基づいて目標角を生成する周期的歩行補助モードを切り替え可能であり、足踏み制御モードを実行している間に、前記前後方向距離が距離閾値を超えた場合に周期的歩行補助モードに切り替えることを特徴とする歩行補助装置。 It further includes a leg sensor that detects a front-rear distance between both feet of the user,
The controller can switch between a stepping control mode that generates a target angle according to the amount of lateral movement of the center of gravity position and a periodic walking assist mode that generates a target angle based on a periodic walking pattern. While the mode is being executed, the walking assistance device is switched to the periodic walking assistance mode when the longitudinal distance exceeds a distance threshold.
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Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9487823B2 (en) | 2002-12-20 | 2016-11-08 | Qiagen Gmbh | Nucleic acid amplification |
US9683255B2 (en) | 2005-09-09 | 2017-06-20 | Qiagen Gmbh | Method for activating a nucleic acid for a polymerase reaction |
CN108472192A (en) * | 2015-12-21 | 2018-08-31 | 山本圭治郎 | Joint motions auxiliary system |
CN108472192B (en) * | 2015-12-21 | 2020-09-22 | 山本圭治郎 | Joint movement assistance system |
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