JP5802131B2 - 運動補助装置の制御方法および歩行補助装置ならびにリハビリテーション方法 - Google Patents

Description

本発明は、人間の肢体の運動を補助するように構成されている装置等に関する。

上肢の肩関節または下肢の股関節等の関節の動きを示す人体モデルを用いて、リハビリテーションの訓練技術を教育する手法が提案されている（特許文献１参照）。

日本国特許第３７３５６７２号公報

しかし、当該手法によれば、健常者に近い動作を実現することは訓練を実施する者の能力等に依存せざるを得ないために困難である。

そこで、本発明は、左右一対の肢体の運動態様のアンバランスの矯正を図ることができる運動補助装置等を提供することを解決課題とする。

本発明は、人間の左右の肢体のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータとを備え、前記アクチュエータから前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の肢体のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている運動補助装置およびその制御方法ならびに運動補助装置を用いた人間の肢体の運動機能のリハビリテーション方法に関する。

前記課題を解決するための本発明の運動補助装置の制御方法は、人間の左右の肢体のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータと、前記アクチュエータの動作を制御することにより、前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の肢体のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている制御装置とを備えている運動補助装置の制御方法であって、前記制御装置は、前記装具が装着されている前記左右の肢体のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様を検出する第１ステップと、前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記アクチュエータの動作の制御基礎としての、前記左右の肢体の運動態様の非対称度を評価する第２ステップとを実行し、前記制御装置は、前記第２ステップにおいて、前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記一対の姿勢変数のそれぞれの極大値および極小値のうち少なくとも一方の偏差を前記非対称度として算出する、または、前記極小値の偏差が大きい値をとるほど値が連続的または段階的に高くなるように前記非対称度を評価することを特徴とする（第１発明）。

第１発明の方法において、前記制御装置は、前記非対称度の評価結果に応じて、前記人間の歩容形態を判別する第３ステップを実行してもよい（第２発明）。

第２発明の方法において、前記制御装置は、前記第２ステップにおいて、右肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値に対する左肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値の偏差である第１左非対称度と、左肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値に対する右肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値の偏差である第１右非対称度と、右肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値に対する左肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値の偏差である第２左非対称度と、左肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値に対する右肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値の偏差である第２右非対称度とを前記非対称度として算出し、前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記第１右非対称度が第１閾値以下であるという第１右対称性条件の充足性と、前記第１左非対称度が第１閾値以下であるという第１左対称性条件の充足性と、前記第２右非対称度が第２閾値以下であるという第２右対称性条件の充足性と、前記第２左非対称度が第２閾値以下であるという第２左対称性条件の充足性とのそれぞれを判定し、当該判定結果の相違に応じて前記人間の歩容形態を判別してもよい（第３発明）。

第３発明の方法において、前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち前記第１左対称性条件および前記第２左対称性条件が満たされていないという判定結果、または、前記第１右対称性条件および前記第２右対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第１歩容形態であると判定してもよい（第４発明）。

第３発明の方法において、前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち前記第１左対称性条件および前記第２右対称性条件が満たされていないという判定結果、または、前記第１右対称性条件および前記第２左対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第２歩容形態であると判定してもよい（第５発明）。

第３発明の方法において、前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち１つの対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第３歩容形態であると判定してもよい（第６発明）。

第３発明の方法において、前記制御装置は、前記４つの対称性条件のそれぞれが満足されるように、前記アクチュエータの動作を制御する第４ステップを実行してもよい（第７発明）。

第１発明の方法において、前記制御装置は、前記第１ステップにおいて、前記左右の肢体のそれぞれの胴体に対する付け根にある関節の前後方向に対する振れ角度の時間変化態様を前記姿勢変数の値の時間変化態様として検出するように構成されていてもよい（第８発明）。

前記課題を解決するための本発明の運動補助装置としての歩行補助装置は、人間の左右の大腿部のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータと、前記アクチュエータの動作を制御することにより、前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の大腿部のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている制御装置とを備えている歩行補助装置であって、前記制御装置が、大腿部が基本前額面より後方にある状態では負値であり、大腿部が基本前額面より前方にある状態では正値であるように定義されている股関節角度を検出し、股関節角度が正の基準値未満の範囲で増加している屈曲状態と、股関節角度が減少している伸展状態と、股関節角度が前記基準値以上の範囲で増加している振上状態との別に応じて、左右の股関節角度の振幅の差が低下するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていると共に、前記制御装置が、前記人間の左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、運動機能が高い脚体に対する前記補助力が、伸展状態では増加し、屈曲状態および振上状態では減少する一方、運動機能が低い脚体に対する前記補助力が伸展状態では減少し、屈曲状態および振上状態では増加するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていることを特徴とする（第９発明）。

第９発明の歩行補助装置において、前記制御装置が、前記人間の左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、運動機能が高い脚体に対する前記補助力が、伸展状態および屈曲状態では減少し、振上状態では増加する一方、運動機能が低い脚体に対する前記補助力が伸展状態および屈曲状態では増加し、振上状態では減少するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていてもよい（第１０発明）。

第９発明または第１０発明の運動補助装置において、前記制御装置が、前記人間の左右の股関節角度に基づき、股関節角度および補助力の関係を表わすマップ、テーブルまたは関係式にしたがって前記補助力が調節されるように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていてもよい（第１１発明）。

前記課題を解決するための本発明のリハビリテーション方法は、前記制御装置は、
前記装具が装着されている前記左右の肢体のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様を検出する第１ステップと、前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記アクチュエータの動作の制御基礎としての、前記左右の肢体の運動態様の非対称度を評価する第２ステップと、前記非対称度の評価結果に応じて前記人間の歩容形態を判別する第３ステップと、前記人間の歩容形態に応じて前記アクチュエータの動作の制御態様を決定する第４ステップとを備えていることを特徴とする（第１２発明）。

発明の作用効果

本発明の運動補助装置等によれば、人間の左右の肢体のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、当該左右の肢体の運動態様の非対称度が評価される。そして、当該非対称度の評価結果が運動補助装置のアクチュエータの動作制御の基礎として利用されうる。

これにより、人間の左右の肢体の運動態様のバランスが調節されるように、当該左右の肢体の運動が運動補助装置によって補助されうる。たとえば、人間の身体の左右一方の脚体の麻痺等のために、当該左右の脚体の運動機能に高低差がある場合、当該差が低減または解消されるように、あるいは、左右の脚体の運動態様の非対称度が低減または解消されるようにこの人間の左右の脚体の動作が補助されうる。そして、人間の身体の歪みの矯正、または、当該左右の肢体の運動機能のアンバランスの軽減または解消といったリハビリ効果が期待される。

本発明の一実施形態としての運動補助装置の構成説明図。 運動補助装置の制御装置の構成説明図。 姿勢変数に関する説明図。 運動補助装置の制御方法およびリハビリ方法に関する説明図（その１）。 運動補助装置の制御方法およびリハビリ方法に関する説明図（その２）。 歩容形態に応じた姿勢変数の変化態様に関する説明図。 歩容形態の区分に関する説明図。 補助力の調節方法に関する説明図。 補助力の調節方法に関する説明図。 歩行速度および歩数に関する実験結果の説明図。 歩行距離および歩数に関する実験結果の説明図。

以下、肢体等の左右を区別するために符号「Ｌ」および「Ｒ」を用いるが、左右を区別する必要がない場合や左右成分を有するベクトルを表現する場合には当該符号を省略する。また、人間の上体に対する下肢（具体的には大腿）の屈曲運動（前方運動）および伸展運動（後方運動）を区別するために符号「＋」および「−」を用いる。

（運動補助装置の構成）
図１に示されている運動補助装置１は、歩行補助装置であり、第１装具１１と、第２装具１２と、アクチュエータ１４と、音声出力装置１６とを備えている。図２に示されているように運動補助装置１は、姿勢センサ２０２と、制御装置２０とを備えている。

第１装具１１はエージェント（行為者である人間）の腰部の後側に押し当てられる腰当１１１と、腰当を腰部に固定するために腹部に巻き付けられるバンド１１２とを備えている。腰当１１１はたとえば可撓性のある適度に硬質の樹脂により形成されている。腰当１１１の左右両側のそれぞれの下端部には、アクチュエータ１４がロール軸回りの回動自由度を持って取り付けられている。

第２装具１２はエージェントの脚体のうち大腿に巻き付けられるバンドを備えている。第２装具１２のうち、大腿前側にはアクチュエータ１４の出力を第２装具１２に伝達するためのリンク部材１３がロール軸回りの回動自由度を持って取り付けられている。リンク部材１３は硬質樹脂により、エージェントの腰部左右両側のそれぞれから、左右それぞれの大腿の前側に向かって湾曲した形状に形成されている。

第２層具１２およびリンク部材１３の構成は、第２装具１２およびリンク部材１３を通じてアクチュエータ１４の出力を大腿に伝達することができるのであれば、任意に変更されてもよく、たとえば日本国特許第４００８４６４号公報に記載されている構成が採用されてもよい。

制御装置２０は第１装具１１の腰当１１１に内蔵されているコンピュータ（ＣＰＵ，ＲＯＭ，ＲＡＭ，Ｉ／Ｏ回路，Ａ／Ｄ変換回路等により構成されている。）により構成されている。制御装置２０は姿勢センサ２０２からの出力信号に基づき、適宜メモリから読み出したソフトウェアにしたがって演算処理を実行することによりアクチュエータ１４の動作を制御する。

制御装置２０は、姿勢変数Φの極大値Φmaxおよび極小値Φminのそれぞれが、目標極大値Φmax_desおよび目標極小値Φmin_desのそれぞれに一致するように、アクチュエータ１４の動作を制御するように構成またはプログラムされている。この観点から、制御装置２０の構成としては、姿勢変数Φを制御変数とするフィードバック制御を実行する構成のほか、本出願人が所有する日本国特許第４００８４６４号または第４００８４６５号等に記載されている構成が採用されてもよい。

姿勢変数Φの目標極大値Φmax_desおよび目標極小値Φmin_desのそれぞれは、エージェントの通常の運動状態に鑑みた許容範囲から外れないように設定される。

アクチュエータ１４はモータ１４１および減速機構１４２を備えている。モータ１４１の動作および減速機構１４２の減速比のそれぞれは制御装置２０により制御される。減速機構１４２を経た後のモータ１４１の出力がアクチュエータ１４の出力に該当する。アクチュエータ１４の出力は、第１装具１１を介してエージェントの腰部に伝達されるとともに、リンク部材１３および第２装具１２を介してエージェントの脚体（直接的には大腿）に伝達される。

姿勢センサ２０２はエージェントの第２装具１２が装着されている左右の下肢または大腿のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値に応じた信号を出力するように構成されている。たとえば、エージェントの腰部と左右の大腿のそれぞれとの相対角度（以下「股関節角度」という。）Φが左右一対の姿勢変数として採用される。股関節角度Φは、図３（ａ）に示されているように大腿が基本前額面（上体を前後方向に区分する面。上体の前後の傾動に応じて傾動する。）よりも前側（屈曲側）にある場合には正値になる一方、図３（ｂ）に示されているように大腿が基本前額面よりも後側（伸展側）にある場合には負値になるように定義される。

リンク部材１３の前後方向の揺動角度に応じた信号を出力するロータリーエンコーダ、または、アクチュエータ１４を構成するモータのロータ角度に応じた信号を出力するホール素子が姿勢センサ２０２として採用されうる。そのほか、人間が運動する様子を時系列的に撮像する撮像装置を通じて得られた画像の解析によって姿勢変数が測定されてもよく、光学式等のモーションキャプチャーシステムを通じて姿勢変数が測定されてもよい。

（運動補助装置の制御方法およびリハビリテーション方法）
運動補助装置１の動作開始直後において、後述する非対称度を表わすフラグのすべてが「０」に初期化されている。以下説明する一連の手順はエージェントの１歩行周期ごとに実行されてもよく、複数周期ごとに実行されてもよい。

この状態でまず、左右の下肢のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様を検出する「第１ステップ」が実行される。具体的には、エージェントが歩行または走行運動をしている状態で、姿勢センサ２０２の出力信号に基づき、左右の股関節角度ΦLおよびΦRの変化態様が検出される（図４／ＳＴＥＰ０１０）。

これにより、たとえば図６（ａ）、図６（ｂ）または図６（ｃ）に示されているような左右の股関節角度ΦLおよびΦRの変化態様が検出される。図６（ａ）、図６（ｂ）および図６（ｃ）のそれぞれは後述の「左分回し」「左揃え」および「右伸展不足」というそれぞれの歩容形態における股関節角度ΦLおよびΦRの周期的な変化態様を示している。

続いて、一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、アクチュエータ１４の動作の制御基礎としての、左右の下肢の運動態様の非対称度を評価する「第２ステップ」が実行される。

具体的には、第１右指標値θR+に対する第１左指標値θL+の偏差が「第１左非対称度」として算定される。第１左指標値θL+に対する第１右指標値θR+の偏差が「第１右非対称度」として算定される。

ここで「第１右指標値θR+」は、一連の手順が１歩行周期ごとに実行される場合には右股関節角度ΦRの最近の１歩行周期における極大値ΦRmax(k)を意味し、一連の手順がｎ歩行周期ごとに実行される場合には最近のｎ歩行周期（第ｋ−ｎ＋１〜第ｋ歩行周期）における極大値ΦRmax(i)の平均値ΣΦRmax(i)/nを意味する。「第１左指標値θL+」は、左股関節角度ΦLの最近の１歩行周期（第ｋ歩行周期）における極大値ΦLmax(k)または最近のｎ歩行周期における極大値ΦLmax(i)の平均値ΣΦLmax(i)/nを意味する。

また、第２右指標値θR-に対する第２左指標値θL-の偏差が「第２左非対称度」として算定される。第２左指標値θL-に対する第２右指標値θR-の偏差が「第２右非対称度」として算定される。

ここで「左脚伸展指標値θL-」は、一連の手順が１歩行周期ごとに実行される場合には左股関節角度ΦLの最近の１歩行周期における極小値ΦLmin(k)を意味し、一連の手順がｎ歩行周期ごとに実行される場合には最近のｎ歩行周期における極小値ΦLmin(i)の平均値ΣΦLmin(i)/nを意味する。「右脚伸展指標値θR-」は、右股関節角度ΦRの最近の１歩行周期における極小値ΦRmin(k)または最近のｎ歩行周期における極小値ΦRmin(i)の平均値ΣΦRmin(i)/nを意味する。

さらに、第１左非対称度θL+−θR+が第１閾値θ1（＞0）以下であるという第１左対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２１）。

第１左対称性条件が満たされていないと判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２１‥ＮＯ）、第１左非対称フラグFR+が「１」に設定される（図４／ＳＴＥＰ０２２）。その上で、第１右非対称度θR+−θL+が第１閾値θ1以下であるという第１右対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２３）。その一方、第１左対称性条件が満たされていると判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２１‥ＹＥＳ）、そのまま第１右対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２３）。

第１右対称性条件が満たされていないと判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２３‥ＮＯ）、第１左非対称フラグFL+が「１」に設定される（図４／ＳＴＥＰ０２４）。その上で、第２左非対称度θL-−θR-が第２閾値θ2（0＜θ2＜θ1）以下であるという第２左対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２５）。その一方、第１右対称性条件が満たされていると判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２３‥ＹＥＳ）、そのまま第２左対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２５）。

第２左対称性条件が満たされていないと判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２５‥ＮＯ）、第２右非対称フラグFR-が「１」に設定される（図４／ＳＴＥＰ０２６）。その上で、第２右非対称度θR-−θL-が第２閾値θ2以下であるという第２右対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２７）。その一方、第２左対称性条件が満たされていると判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２５‥ＹＥＳ）、そのまま第２右対称性条件の充足性が判定される（図４／ＳＴＥＰ０２７）。

第２右対称性条件が満たされていないと判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２７‥ＮＯ）、第２左非対称フラグFL-が「１」に設定される（図４／ＳＴＥＰ０２８）。その一方、第２右対称性条件が満たされていると判定された場合（図４／ＳＴＥＰ０２７‥ＹＥＳ）、第２左非対称フラグFL-は「０」のままである。

さらに、非対称度の評価結果に応じて人間の歩容形態を判別する「第３ステップ」が実行される。歩容形態は「強非対称」および「弱非対称」の２つに大別される。「強非対称」は「第１歩容形態」に該当する「右分回し」および「左分回し」ならびに「第２歩容形態」に該当する「右揃え」および「左揃え」の４つにさらに分類される。「弱非対称」は「第３歩容形態」に該当する「右屈曲不足」「左屈曲不足」「右伸展不足」および「左伸展不足」という４つの歩容形態にさらに分類される。

「右分回し」は図７（ａ）に示されているように、人間がその左足を前方に踏み出した後、上体を上方から見て反時計回りに旋回することにより右足を前方に踏み出す動作によって前進する歩容形態を意味する。この歩容形態は、たとえば左脚の運動機能に比較して不足または低下している右脚の運動機能を補おうとする人間の意識によって引き起こされる。

この場合、右脚の屈曲量（前方移動量）および伸展量（後方移動量）のそれぞれが、左脚の屈曲量および伸展量のそれぞれよりも少なくなる。このため、図６（ａ）に示されているように、右股関節角度ΦRの極大値の絶対値|ΦRmax|が左股関節角度ΦLは極大値の絶対値|ΦLmax|がよりも小さく、かつ、右股関節角度ΦRの極小値の絶対値|ΦRmin|が左股関節角度ΦLの極小値の絶対値|ΦLmin|よりも小さくなる。

「左分回し」は図示しないが、人間がその右足を前方に踏み出した後、上体を上方から見て時計回りに旋回することにより左足を前方に移動させる動作によって前進する歩容形態を意味する。

「右揃え」は図７（ｂ）に示されているように、人間がその左足を前方に踏み出した後、右足を左足の横に揃えるように前方に踏み出し、１歩ごとに立ち止まるように前進する歩容形態を意味する。この歩容形態は、たとえば右脚の運動機能の低下等のため、全体重を右脚で支持することを回避しようとする人間の意識によって引き起こされる。

この場合、右脚の伸展量および左脚の屈曲量のそれぞれが通常よりも少なくなる。このため、図６（ｂ）に示されているように、右股関節角度ΦRの極大値ΦRmaxが０を少し超えた程度にとどまり、左股関節角度ΦLの極小値ΦLminが負にいたらない。

「左揃え」は図示しないが、人間がその右足を前方に踏み出した後、左足を右足の横に揃えるように前方に踏み出し、１歩ごとに立ち止まるように前進する歩容形態を意味する。

「弱右屈曲」は図７（ｃ）に示されているように、人間がその左足および右足を前方に交互に踏み出しながら前進しているものの、右脚の屈曲量ひいては右足の踏み出し量が比較的少ない歩容形態を意味する。

この場合、図６（ｃ）に示されているように、右股関節角度ΦRの極大値ΦRmaxが左股関節角度ΦLの極大値ΦLmaxよりも小さい。すなわち、第１右非対称度θR-−θL-が第２閾値θ2を超える程度に、右脚および左脚の屈曲量が非対称となっている。

「弱左屈曲」は、人間がその左足および右足を前方に交互に踏み出しながら前進しているものの、左脚の屈曲量ひいては左足の踏み出し量が比較的少ない歩容形態を意味する。「弱右伸展」は、人間がその左足および右足を前方に交互に踏み出しながら前進しているものの、右脚の伸展量ひいては右足を着床している状態での上体の前方移動量が比較的少ない歩容形態を意味する。「弱左伸展」は、人間がその左足および右足を前方に交互に踏み出しながら前進しているものの、左脚の伸展量ひいては左足を着床している状態での上体の前方移動量が比較的少ない歩容形態を意味する。

第１左非対称フラグFL+および第２左非対称フラグFL-がともに「１」である一方、第１右非対称フラグFR+および第２右非対称フラグFR-がともに「０」であるか否かに応じて、エージェントの歩容形態が左分回しであるか否かが判定される（図５／ＳＴＥＰ０３１）。

エージェントの歩容形態が左分回しでないと判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３１‥ＮＯ）、第１左非対称フラグFL+および第２左非対称フラグFL-がともに「０」である一方、第１右非対称フラグFR+および第２右非対称フラグFR-がともに「１」であるか否かに応じて、その歩容形態が右分回しであるか否かが判定される（図５／ＳＴＥＰ０３２）。

エージェントの歩容形態が右分回しでないと判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３２‥ＮＯ）、第１左非対称フラグFL+および第２右非対称フラグFR-がともに「０」である一方、第１右非対称フラグFR+および第２左非対称フラグFL-がともに「１」であるか否かに応じて、その歩容形態が左揃えであるか否かが判定される（図５／ＳＴＥＰ０３３）。

エージェントの歩容形態が左揃えでないと判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３３‥ＮＯ）、第１左非対称フラグFL+および第２右非対称フラグFR-がともに「１」である一方、第１右非対称フラグFR+および第２左非対称フラグFL-がともに「０」であるか否かに応じて、その歩容形態が左揃えであるか否かが判定される（図５／ＳＴＥＰ０３４）。

エージェントの歩容形態が右揃えでないと判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３４‥ＮＯ）、４つの非対称フラグFL+、FR+、FL-およびFR-のうち１つが「１」であるか否かに応じて、その歩容形態が弱非対称であるか否か、さらには、弱非対称のうちいずれの歩容形態に該当するかが判定される（図５／ＳＴＥＰ０３５）。

そして、人間の歩容形態に応じたアクチュエータ１４の動作態様を決定し、当該態様にしたがってアクチュエータ１４の動作を制御する「第４ステップ」が実行される。具体的には、エージェントの歩容形態に応じて、目標極大値Φmax_desおよび目標極小値Φmin_desのうち一部が適宜補正される。その上で、前記のように、制御装置２０により、姿勢変数Φの極大値Φmaxおよび極小値Φminのそれぞれが、目標極大値Φmax_desおよび目標極小値Φmin_desのそれぞれに一致するようにアクチュエータ１４の動作が制御される。

エージェントの歩容形態が左分回しであると判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３１‥ＹＥＳ）、左股関節角度の目標極大値ΦLmax_desおよび目標極小値ΦLmin_desのそれぞれがその絶対値が増加するように補正される一方、右股関節角度の目標極大値ΦRmax_desおよび目標極小値ΦRmin_desのそれぞれがそのままに維持され、あるいは、その絶対値が減少するように補正される（図５／ＳＴＥＰ０４１）。

左股関節角度の目標極大値ΦLmax_desの増加量の多少は、第１左非対称度θL+−θR+の第１閾値θ1に対する超過量の多少に応じて調節されてもよい。左股関節角度の目標極小値ΦLmin_desの増加量の多少は、第２左非対称度θL-−θR-の第２閾値θ2に対する超過量の多少に応じて調節されてもよい。

この場合、少なくともエージェントの左脚の屈曲量および伸展量を増加させることにより、エージェントの左右の脚の屈曲量偏差および伸展量偏差が低減または解消されるようにエージェントの歩行運動が補助される。この結果、エージェントの上体の時計回りの旋回量が低減される。

エージェントの歩容形態が右分回しであると判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３２‥ＹＥＳ）、右股関節角度の目標極大値ΦRmax_desおよび目標極小値ΦRmin_desのそれぞれがその絶対値が増加するように補正される一方、左股関節角度の目標極大値ΦLmax_desおよび目標極小値ΦLmin_desのそれぞれがそのままに維持され、あるいは、その絶対値が減少するように補正される（図５／ＳＴＥＰ０４２）。

右股関節角度の目標極大値ΦRmax_desの増加量の多少は、第１右非対称度θR+−θL+の第１閾値θ1に対する超過量の多少に応じて調節されてもよい。右股関節角度の目標極小値ΦRmin_desの増加量の多少は、第２右非対称度θR-−θL-の第２閾値θ2に対する超過量の多少に応じて調節されてもよい。

この場合、少なくともエージェントの右脚の屈曲量および伸展量を増加させることにより、エージェントの左右の脚の屈曲量偏差および伸展量偏差が低減または解消されるようにエージェントの歩行運動が補助される。この結果、エージェントの上体の反時計回りの旋回量が低減される（図７（ａ）参照）。

エージェントの歩容形態が左揃えであると判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３３‥ＹＥＳ）、左股関節角度の目標極小値ΦLmin_desおよび右股関節角度の目標極大値ΦRmax_desのそれぞれがその絶対値が増加するように補正される一方、左股関節角度の目標極大値ΦLmax_desおよび右股関節角度の目標極小値ΦRmin_desのそれぞれがそのままに維持され、あるいは、その絶対値が減少するように補正される（図５／ＳＴＥＰ０４３）。

この場合、少なくともエージェントの右脚の屈曲量および左脚の伸展量を増加させることにより、エージェントの左右の脚の屈曲量偏差および伸展量偏差が低減または解消されるようにエージェントの歩行運動が補助される。この結果、エージェントは、左足が着床している状態で、右足を十分に前に踏み出しながら、上体を十分に前に並進させることができる（図７（ｂ）参照）。

エージェントの歩容形態が右揃えであると判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３４‥ＹＥＳ）、左股関節角度の目標極大値ΦLmax_desおよび右股関節角度の目標極小値ΦRmin_desのそれぞれがその絶対値が増加するように補正される一方、左股関節角度の目標極小値ΦLmin_desおよび右股関節角度の目標極大値ΦRmax_desのそれぞれがそのままに維持され、あるいは、その絶対値が減少するように補正される（図５／ＳＴＥＰ０４４）。

この場合、少なくともエージェントの左脚の屈曲量および右脚の伸展量を増加させることにより、エージェントの左右の脚の屈曲量偏差および伸展量偏差が低減または解消されるようにエージェントの歩行運動が補助される。この結果、エージェントは、右足が着床している状態で、左足を十分に前に踏み出しながら、上体を十分に前に並進させることができる。

エージェントの歩容形態が「右屈曲不足」「左屈曲不足」「右伸展不足」または「左伸展不足」であると判定された場合（図５／ＳＴＥＰ０３５‥ＹＥＳ）、右股関節角度の目標極大値ΦRmax_des、左股関節角度の目標極大値ΦLmax_des、右股関節角度の目標極小値ΦRmin_desまたは左股関節角度の目標極小値ΦLmin_desのみがその絶対値が増加するよう補正される一方、残りの目標値はそのままに維持され、あるいは、その絶対値が減少するように補正される（図５／ＳＴＥＰ０４５）。

この場合、少なくともエージェントの左脚の伸展量および屈曲量、ならびに、右脚の伸展量および伸展量のうちいずれか１つを増加させることにより、エージェントの左右の脚の屈曲量偏差および伸展量偏差が低減または解消されるようにエージェントの歩行運動が補助される。

（本発明の他の実施形態）
前記実施形態では上体に対する左右の下肢（脚体）の運動が補助されたが、他の実施形態として代替的にまたは付加的に上体に対する左右の上肢（腕体）の運動が補助されてもよい。この場合、第１装具は上体背面上部（肩甲骨付近など）に装着され、一対の第２装具のそれぞれは左右の腕（上腕）のそれぞれに装着される。アクチュエータの配置およびリンク部材の形状は、腕の前後の揺動運動を補助する観点から適当に設計されればよい。また、腕の姿勢変数として、腕の前後の揺動角度を表わす肩関節角度が測定される。肩関節角度は、股関節角度と同様に基本前額面を基準として正負が定義されてもよい。

そのほか、左右の膝関節のそれぞれ回りの左右の脚のそれぞれの屈伸運動が補助されてもよい。この場合、左右一対の第１装具のそれぞれが各大腿に装着され、左右一対の第２層具のそれぞれが各下腿に装着される。アクチュエータの配置およびリンク部材の形状は、脚の膝関節における屈伸運動を補助する観点から適当に設計されればよい。脚の姿勢変数として膝関節角度が測定される。

脚の膝関節における屈伸運動と同様に、腕の肘関節または手根関節における屈伸運動が補助されてもよい。

前記実施形態では第１〜第４ステップのすべてが制御装置２０による演算処理として実行されたが、他の実施形態として第１〜第４ステップのうち一部、たとえば、エージェントの歩容形態の判別（第３ステップ）および歩容形態に応じた運動補助装置１の動作態様の決定（第４ステップ）が理学療法士など、リハビリテーションに従事する者により実行されてもよい。

理学療法士は、コンピュータにより評価され、ディスプレイに表示されるエージェントの非対称度を視認した上で、ディスプレイに表示されている、あるいは、別個の書類に記載されている歩容形態の決定方法にしたがって、当該歩容形態を決定することができる。理学療法士は、コンピュータにより判定され、ディスプレイに表示されるエージェントの歩容形態を視認した上で、ディスプレイに表示されている、あるいは、別個の書類に記載されている制御態様の決定方法にしたがって、当該制御態様を決定することができる。運動補助装置１の動作態様は、制御装置２０に付属するスイッチまたはボタンなどがマニュアル操作されることにより制御されてもよい。

（股関節角度Φに応じた動作制御の第１実施例）
制御装置２０が、股関節角度Φによって区分される屈曲状態、伸展状態および振上状態の別に応じて、非対称度、ひいては左右の股関節角度の振幅の差が低下するようにアクチュエータ１４の動作を制御するように構成されていてもよい。

「屈曲状態」は、股関節角度Φが目標極大値Φmax_des未満の正の基準値Φc未満の範囲で増加している状態を意味する。「伸展状態」は、股関節角度Φが減少している状態を意味する。「振上状態」は、股関節角度Φが基準値Φc以上の範囲で増加している状態を意味する。

具体的には、制御装置２０が、麻痺等の理由により人間の左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、表１に示されているように補助力が加減されるようにアクチュエータ１４の動作を制御する。すなわち、運動機能が高い脚体に対する補助力Ｆが、基準補助力Ｆcを基準として伸展状態では増加し（＋）、屈曲状態および振上状態では減少する（−）ようにアクチュエータ１４の出力が調節される。一方、運動機能が低い脚体に対する補助力Ｆが、基準補助力Ｆcを基準として伸展状態では減少し（−）、屈曲状態および振上状態では増加する（＋）ようにアクチュエータ１４の出力が調節される。

エージェントの股関節角度Φおよび補助力Ｆの関係を表わすマップ、テーブルまたは関係式にしたがって当該補助力が調節される。図８には、当該関係を表わす曲線が示されている。基準補助力Ｆcは股関節角度Φに応じて変化するが、図８では正規化されて破線により表わされている。図８における曲線１〜６は、表１の符号１〜６に対応している。

図８（ａ）（ｂ）から明らかなように、基準補助力Ｆcを基準とした補助力Ｆの変化量は、股関節角度の絶対値｜Φ｜の増加とともに増加する。股関節角度の絶対値｜Φ｜に対する、基準補助力Ｆcを基準とした補助力Ｆの増加率は、（５）運動機能が低い脚体が伸展状態にある場合、（１）運動機能が高い脚体が屈曲状態にある場合、（６）運動機能が低い脚体が振上状態にある場合の順で高くなっている。また、股関節角度の絶対値｜Φ｜に対する、基準補助力Ｆcを基準とした補助力Ｆの減少率は、（２）運動機能が高い脚体が伸展状態にある場合、（４）運動機能が低い脚体が屈曲状態にある場合、（３）運動機能が高い脚体が振上状態にある場合の順で高くなっている。

（股関節角度Φに応じた動作制御の第２実施例）
制御装置２０が、左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、表２に示されているように補助力Ｆが加減されるようにアクチュエータ１４の動作を制御する。すなわち、運動機能が高い脚体に対する補助力Ｆが、基準補助力Ｆcを基準として伸展状態および屈曲状態では減少し（−）、振上状態では増加する（＋）ようにアクチュエータ１４の出力が調節される。一方、運動機能が低い脚体に対する補助力Ｆが、基準補助力Ｆcを基準として伸展状態および屈曲状態では増加し（＋）、振上状態では減少する（−）ようにアクチュエータ１４の出力が調節される。

エージェントの股関節角度Φおよび補助力Ｆの関係を表わすマップ、テーブルまたは関係式にしたがって当該補助力が調節される。図９には、当該関係を表わす曲線が示されている。基準補助力Ｆcは股関節角度Φに応じて変化するが、図９では正規化されて破線により表わされている。図９における曲線１〜６は、表２の符号１〜６に対応している。

図９（ａ）（ｂ）から明らかなように、股関節角度の絶対値｜Φ｜に対する、基準補助力Ｆcを基準とした補助力Ｆの増加率は、（６）運動機能が高い脚体が振上状態にある場合、（３）運動機能が低い脚体が伸展状態にある場合、（１）運動機能が低い脚体が屈曲状態にある場合の順で高くなっている。また、股関節角度の絶対値｜Φ｜に対する、基準補助力Ｆcを基準とした補助力Ｆの減少率は、当該絶対値｜Φ｜が大きい領域（基準値Φcを含む。）では（４）運動機能が高い脚体が伸展状態にある場合、（２）運動機能が高い脚体が屈曲状態にある場合、（５）運動機能が低い脚体が振上状態にある場合の順で高くなっている。

（実験結果）
図１０には、４人のエージェントＡ〜Ｄのそれぞれについて、歩行補助装置１の使用前を基準として、歩行補助装置１を使用開始してから１月が経過した際における歩行速度および歩数のそれぞれの変化率が示されている。最大歩行距離は１０ｍに制限された。

図１０から、エージェントＢを除く他のエージェントのすべてについて、歩行補助装置１の使用により歩行速度および歩数が向上していること、ひいては左右の脚体の運動機能のアンバランスが改善されていることがわかる。

図１１には、あるエージェントの運動補助装置１の使用前後における歩行距離および歩数の変化が示されている。図１１から、運動補助装置１の使用により、歩数に対する歩行距離の比率、すなわち、平均歩幅が向上していること、ひいては左右の脚体の運動機能のアンバランスが改善されていることがわかる。

Claims (12)

1. 人間の左右の肢体のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータと、前記アクチュエータの動作を制御することにより、前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の肢体のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている制御装置とを備えている運動補助装置の制御方法であって、
   前記制御装置は、
   前記装具が装着されている前記左右の肢体のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様を検出する第１ステップと、
   前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記アクチュエータの動作の制御基礎としての、前記左右の肢体の運動態様の非対称度を評価する第２ステップとを実行し、
   前記制御装置は、前記第２ステップにおいて、前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記一対の姿勢変数のそれぞれの極大値および極小値のうち少なくとも一方の偏差を前記非対称度として算出する、または、前記極小値の偏差が大きい値をとるほど値が連続的または段階的に高くなるように前記非対称度を評価することを特徴とする制御方法。
2. 請求項１記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記非対称度の評価結果に応じて、前記人間の歩容形態を判別する第３ステップを実行することを特徴とする制御方法。
3. 請求項２記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記第２ステップにおいて、右肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値に対する左肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値の偏差である第１左非対称度と、左肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値に対する右肢体の前記姿勢変数の極大値またはその平均値の偏差である第１右非対称度と、右肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値に対する左肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値の偏差である第２左非対称度と、左肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値に対する右肢体の前記姿勢変数の極小値またはその平均値の偏差である第２右非対称度とを前記非対称度として算出し、
   前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記第１右非対称度が第１閾値以下であるという第１右対称性条件の充足性と、前記第１左非対称度が第１閾値以下であるという第１左対称性条件の充足性と、前記第２右非対称度が第２閾値以下であるという第２右対称性条件の充足性と、前記第２左非対称度が第２閾値以下であるという第２左対称性条件の充足性とのそれぞれを判定し、当該判定結果の相違に応じて前記人間の歩容形態を判別することを特徴とする制御方法。
4. 請求項３記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち前記第１左対称性条件および前記第２左対称性条件が満たされていないという判定結果、または、前記第１右対称性条件および前記第２右対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第１歩容形態であると判定することを特徴とする制御方法。
5. 請求項３記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち前記第１左対称性条件および前記第２右対称性条件が満たされていないという判定結果、または、前記第１右対称性条件および前記第２左対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第２歩容形態であると判定することを特徴とする制御方法。
6. 請求項３記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記第３ステップにおいて、前記４つの対称性条件のうち１つの対称性条件が満たされていないという判定結果に応じて前記人間の歩容形態が第３歩容形態であると判定することを特徴とする制御方法。
7. 請求項３記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記４つの対称性条件のそれぞれが満足されるように、前記アクチュエータの動作を制御する第４ステップを実行することを特徴とする制御方法。
8. 請求項１記載の運動補助装置の制御方法において、
   前記制御装置は、前記第１ステップにおいて、前記左右の肢体のそれぞれの胴体に対する付け根にある関節の前後方向に対する振れ角度の時間変化態様を前記姿勢変数の値の時間変化態様として検出するように構成されていることを特徴とする制御方法。
9. 人間の左右の大腿部のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータと、前記アクチュエータの動作を制御することにより、前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の大腿部のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている制御装置とを備えている歩行補助装置であって、
   前記制御装置が、大腿部が基本前額面より後方にある状態では負値であり、大腿部が基本前額面より前方にある状態では正値であるように定義されている股関節角度を検出し、
   股関節角度が正の基準値未満の範囲で増加している屈曲状態と、股関節角度が減少している伸展状態と、股関節角度が前記基準値以上の範囲で増加している振上状態との別に応じて、左右の股関節角度の振幅の差が低下するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていると共に、
   前記制御装置が、前記人間の左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、運動機能が高い脚体に対する前記補助力が、伸展状態では増加し、屈曲状態および振上状態では減少する一方、運動機能が低い脚体に対する前記補助力が伸展状態では減少し、屈曲状態および振上状態では増加するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていることを特徴とする歩行補助装置。
10. 請求項９記載の歩行補助装置において、
    前記制御装置が、前記人間の左右の脚体の運動機能の高低の差がある場合、当該差がない場合を基準として、運動機能が高い脚体に対する前記補助力が、伸展状態および屈曲状態では減少し、振上状態では増加する一方、運動機能が低い脚体に対する前記補助力が伸展状態および屈曲状態では増加し、振上状態では減少するように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていることを特徴とする歩行補助装置。
11. 請求項９または１０記載の歩行補助装置において、
    前記制御装置が、前記人間の左右の股関節角度に基づき、股関節角度および補助力の関係を表わすマップ、テーブルまたは関係式にしたがって前記補助力が調節されるように前記アクチュエータの動作を制御するように構成されていることを特徴とする歩行補助装置。
12. 人間の左右の肢体のそれぞれに対して左右対称に装着される一対の装具と、前記一対の装具のそれぞれに対して連結されているアクチュエータと、前記アクチュエータの動作を制御することにより、前記一対の装具のそれぞれを通じて前記左右の肢体のそれぞれに対して伝えられる補助力の変化態様を制御するように構成されている制御装置とを備えている運動補助装置を用いて前記人間の前記左右の肢体の運動機能のリハビリテーションを行う方法であって、
    前記制御装置は、
    前記装具が装着されている前記左右の肢体のそれぞれの同一箇所の姿勢に応じて変化する一対の姿勢変数の値の変化態様を検出する第１ステップと、
    前記一対の姿勢変数の値の変化態様に基づき、前記アクチュエータの動作の制御基礎としての、前記左右の肢体の運動態様の非対称度を評価する第２ステップと、
    前記非対称度の評価結果に応じて前記人間の歩容形態を判別する第３ステップと、
    前記人間の歩容形態に応じて前記アクチュエータの動作の制御態様を決定する第４ステップとを備えていることを特徴とする方法。

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