JP5876358B2 - 歩行運動補助具 - Google Patents

Description

本発明は、装着した使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の歩行に際しての筋力をサポートすることにより、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用に際しても、使用者の自発的反応による転倒防止動作を許容することで、歩行状態の安全なサポートが実現可能とされる新規な構造の歩行運動補助具を提供する。

従来から、筋力を失った身体障害者や筋力が衰えた高齢者の歩行等の動作をサポートするために、特許第４２００４９２号公報（特許文献１）や特開２０１０−１１０４６４号公報（特許文献２）に示されているような装着式の補助装置が提案されている。

ところで、これら特許文献１，２に記載された従来構造の補助装置は、外骨格型の補助装置であって、使用者の体に沿って装着される硬質のアームやフレームからなる外骨格が、関節部においてモータで駆動されることにより、使用者の脚が外骨格アームと共に動作させられるようになっている。

しかしながら、このような硬質の外骨格を用いた補助装置では、使用者の体格と正確に合っていなかったり、装着が不適当であったりすると、運動時に使用者の関節等に過度の力が加わってしまうという危険があった。

しかも、硬質の外骨格が使用者の関節の動きを拘束することから、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用があると、使用者の自発的反応による転倒防止動作が阻害されて転倒につながるおそれもあった。

なお、特開２０１０−４２０６９号公報（特許文献３）には、使用者の左右の足に作用する床反力を左右個別に計測するセンサを設けて、両脚における前後及び左右での荷重負担のバランスを検出することにより、左右および前後のバランス負担の崩れが発生した場合にそれを回復するアシスト制御が提案されている。

ところが、このようなアシスト制御には、非常に多くのセンサと、時間遅れの無い制御および駆動のシステムが必要であり、補助装置の構造が極めて複雑となってしまうことが避けられない。加えて、外乱に対して使用者の筋力が自発的に対応した場合には、使用者の筋力を考慮する必要があることから、駆動力制御が一層複雑で困難となることが避けられない。しかも、そもそも外骨格を用いた補助装置であることに変わりなく、外乱による装用状態のずれ等に起因して、使用者の関節等に過度の力が加わってしまうおそれは避けられない。

特許第４２００４９２号公報 特開２０１０−１１０４６４号公報 特開２０１０−４２０６９号公報

本発明は、上述の事情を背景に為されたものであって、その解決課題は、簡単な構造で製造が容易であることに加えて、装着した使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の歩行に際しての筋力をサポートすることで筋力のトレーニング効果を安全に且つ有効に発揮し得る、新規な構造の歩行運動補助具を提供することにある。

本発明の第１の態様は、柔軟性を有する帯状部材を含んで構成されて使用者の筋力による関節回りの屈曲運動をアシストする補助力を引張力として伝達する補助力伝達部の両端部分に対して、使用者の股関節を挟んだ大腿部側に装着される第１の装着部と腰部側に装着される第２の装着部とが設けられていると共に、該使用者への補助力を該補助力伝達部（１２）における引張力として及ぼす駆動源が設けられたアシスト部材を左右一対備えている一方、該使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサと、該使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記各アシスト部材における前記各駆動源を駆動するために、前記駆動源への給電の開始と停止のタイミングを該関節角度センサで検出される関節角度に応じて決定する駆動タイミング情報および前記駆動源への給電の電力の大きさを該関節角度センサで検出される関節角度に応じて決定する駆動出力情報に関する制御情報を記憶する記憶手段と、該記憶手段における該制御情報に基づいて前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源をそれぞれ駆動制御する制御手段とを、有する歩行運動補助具を特徴とする。

第１の態様に従う構造とされた歩行運動補助具では、補助力伝達部が柔軟性を有して変形を許容されていることにより、硬質な外骨格を有する歩行運動補助具に比して、使用者が容易に着脱することができる。しかも、柔軟な補助力伝達部の変形に基づいて、装着状態下でも使用者の自発的な動作が許容されることとなり、従来構造の外骨格式の歩行運動補助具のように、使用者の動作を過度に拘束することがない。それ故、使用者の自発的な動きによって筋力トレーニング効果が一層効果的に発揮されると共に、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用に際しても、使用者の自発的反応による転倒防止動作が許容され得る。

従って、本発明に係る歩行運動補助具によれば、歩行に際しての筋力をサポートしつつ、使用者の自発的な神経系による筋肉運動が効果的に活用された歩行状態が実現される。その結果、外骨格での体重支持等が必要な程には至っていないが筋力が低下してきた患者に対して、効率的な歩行運動補助が実現可能となり、運動器障害に起因するロコモティブシンドローム（運動器症候群）の初期段階などに対して非常に優れたトレーニング効果が安全に発揮され得るのである。

また、補助力伝達部における柔軟性に基づいて使用者の自発的な動きが許容されることにより、外骨格式の歩行運動補助具に比して、使用者への拘束感が軽減されて、装用感の向上が図られる。それ故、歩行運動補助具の装用による使用者の肉体的および精神的な負担が低減されて、長時間に亘って連続的に装用することも可能となる。

本発明の第２の態様は、第１の態様に係る歩行運動補助具において、前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源に対して、前記制御手段による駆動制御信号が、相互に独立して出力されるものである。

本態様の歩行運動補助具では、左右一対のアシスト部材の駆動源が独立制御されることにより、それら両アシスト部材を相互関連して制御する場合に比して、大きな自由度で且つ簡単に制御することが可能になる。しかも、相互関連して制御する場合に比して、予期しない外力作用等の外乱があった場合への対応制御も、一層容易に且つ速やかに行うことが可能になる。

本発明の第３の態様は、第１又は第２の態様に係る歩行運動補助具において、前記記憶手段における前記駆動出力情報が、前記関節角度の変化に対応して前記駆動源の出力を変化せしめる情報とされたものである。

本態様の歩行運動補助具では、人の歩行運動に際して、左右の脚部の動きや筋肉動と関連して変化する股関節の角度変化を参照信号として、左右一対のアシスト部材による左右一対の脚部へのサポート力が制御されることから、歩行運動に対して適切な制御を、少ないセンサ手段と簡単な制御系で実現することが可能となる。

本発明の第４の態様は、第１〜３の何れかの態様に係る歩行運動補助具において、前記記憶手段は、前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して、前記アシスト部材の前記補助力伝達部における上端部分の使用者に対する装着位置と下端部分の使用者に対する装着位置との間の該補助力伝達部の実際の長さである有効長を、該補助力伝達部における上端部分の使用者に対する装着位置と下端部分の使用者に対する装着位置との間の直線距離である基準長さの変化に追従させるために、該関節角度と該基準長さとの対応関係から求められた撓み防止制御情報を記憶し、前記制御手段は、該記憶手段に記憶されている該撓み防止制御情報に基づいて該関節角度の変化に対応して該補助力伝達部の該有効長を変更せしめて、該補助力伝達部を一定の張力作用状態に保つように前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源をそれぞれ駆動制御するものである。

本態様の歩行運動補助具では、股関節の変化に伴う補助力伝達部の撓みの発生が軽減または回避されることから、補助力伝達部から脚部に作用する歩行のサポート力が、有効に且つ大きな時間遅れなく適切に使用者へ及ぼされ得る。

本発明の第５の態様は、第１〜４の何れかの態様に係る歩行運動補助具において、前記関節角度センサが、前記使用者における大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサとされているものである。

本態様の歩行運動補助具では、左右の各脚毎に、股関節の角度に応じたサポート力を及ぼすことが可能になり、それ故、例えば歩行開始した際に直ぐにサポート力を踏み出した脚に及ぼすことも可能になる。また、外乱によって一方の脚だけに突然に大きなサポート力が必要になった場合などにも、一層迅速なサポート力の発揮が実現可能となる。

本発明の第６の態様は、第１〜５の何れかの態様に係る歩行運動補助具において、前記補助力伝達部が、前記駆動源による前記引張力の作用方向である長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な部材を含んで構成されているものである。

本態様の歩行運動補助具では、駆動源により及ぼされる引張力が第１の装着部と第２の装着部の間で補助力伝達部の弾性によって緩和される。それ故、使用者の関節等に対する過大な負荷や急激な負荷が回避されて、使用者の一層の安全が図られ得る。

本発明によれば、硬質の外骨格が不要とされて簡単な構造で製造が容易であると共に、使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の歩行に際しての筋力をサポートすることで、例えば外乱等の作用時における使用者の自発的な転倒回避作動などを許容して筋力のトレーニング効果を安全に且つ有効に発揮し得る、新規な構造の歩行運動補助具が提供され得る。

本発明の第１の実施形態としての歩行運動補助具を示す正面図。 図１に示された歩行運動補助具の背面図。 図１に示された歩行運動補助具の側面図。 図１に示された歩行運動補助具を構成する静電容量型センサの斜視図。 図２に示された歩行運動補助具の背面図において、駆動装置の内部構造を示す図。 図１に示された歩行運動補助具における制御系を示す機能ブロック図。 本発明の歩行運動補助具におけるサポート力の作用時期と股関節角度との関係を説明するための説明図。 図１に示された歩行運動補助具における補助力伝達帯の歩行運動に伴う有効自由長の変化を示す説明図。 図８に示された補助力伝達帯の有効自由長の股関節角度との関係を説明するための関係式を含む説明図。 図１に示された歩行運動補助具におけるサポート（アシスト）力制御と補助力伝達帯の有効自由長変化対応制御との関係を説明するための説明図。 図１に示された歩行運動補助具による筋力サポート（アシスト）の効果を確認する実験結果を示すグラフ。 図１に示された歩行運動補助具における関節角度センサの別の態様例を示す正面図。 図１に示された歩行運動補助具における関節角度センサの更に別の態様例を示す正面図。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。

図１〜３には、本発明の実施形態としての歩行運動補助具１０が示されている。歩行運動補助具１０は、股関節の屈伸を補助するものであって、股関節を跨いで延びる左右一対の補助力伝達部としての補助力伝達帯１２，１２の両端部分に、使用者の股関節を挟んで大腿骨が位置する大腿部側に取り付けられる第１の装着部１４と、使用者の股関節を挟んで寛骨が位置する腰部側に取り付けられる第２の装着部１６とが、それぞれ設けられた構造を有している。そして、これら左右一対の補助力伝達帯１２，１２と、各第１の装着部１４，１４と、各第２の装着部１６，１６と、後述する一対の駆動源としての電動モータ４０，４０とで、左右一対のアシスト部材が構成されている。なお、図１〜３では、歩行運動補助具１０が使用者の装着状態で図示されており、使用者の輪郭線が２点鎖線で示されている。また、以下の説明において、原則として、前面とは使用者の腹部側の面（正面）を、後面とは使用者の背部側の面（背面）を、上下とは鉛直上下方向である図１中の上下を、それぞれ言う。また、以下の説明において、「アシスト力」とは、歩行等の動作に必要とされる力を補う方向で作用する補助力のことをいい、「レジスト力」とは、動作に必要とされる力に抗する方向で作用する補助力のことを言う。

より詳細には、補助力伝達帯１２は、それぞれ布地で形成された第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０を、金属製の連結金具２２で連結した構造とされている。これら第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０による構成部分は、何れも柔軟に変形可能とされている。

第１の牽引帯１８は、上下に延びる略帯状の布地等で形成されており、歩行運動補助具１０の装着状態において使用者の大腿の前面を覆うように配設される。なお、第１の牽引帯１８の材質は、変形可能な軟質の薄肉材であれば良く、触感や耐久性，通気性などを考慮して、織布や不織布の他、皮革、ゴムシート，樹脂シート等が適宜に採用され得る。特に本実施形態の第１の牽引帯１８は、後述する電動モータ４０による引張力の作用方向となる長さ方向（図１中、上下方向）で弾性変形可能とされていると共に、幅方向（図１中、左右方向）で弾性が小さくされて変形が制限されており、長さ方向と幅方向で入力に対する変形量の異方性を有している。なお、第１の牽引帯１８は、長さ方向において、０．３ｋｇｆ／ｃｍ² 以上且つ０．５ｋｇｆ／ｃｍ² 以下の弾性を有していることが望ましい。

また、第１の牽引帯１８の上端にはリング状の連結金具２２が取り付けられており、第１の牽引帯１８が連結金具２２を介して第２の牽引帯２０に連結されている。第２の牽引帯２０は、略一定の幅寸法を有する帯状であって、伸縮性の小さい繊維を用いた布地や皮革等により、ベルト状に形成されている。第２の牽引帯２０は、中間部分が連結金具２２に挿通されて第１の牽引帯１８と連結されることにより、補助力伝達帯１２が構成されている。なお、第２の牽引帯２０は、必ずしも伸縮性を抑えられたものでなくても良いが、補助力の作用衝撃を緩和して装用感を向上させると共に、使用者の自己意識による運動を過度に阻害しないように、第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０の少なくとも一方は、前述の如き長さ方向の弾性変形が許容された弾性繊維等からなる伸縮性のあるものを採用することが望ましい。

また、補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８の下方には、第１の装着部１４が一体的に設けられている。本実施形態では、第１の装着部１４が、膝関節を保護するために用いられるスポーツ用サポータ状とされており、例えば伸縮性を有する布地等で形成されて使用者の膝関節に巻き付けられ、面ファスナやスナップ，フック等で装着されるようになっている。なお、第１の装着部１４は、第１の牽引帯１８と別体形成されて、接着や縫合などで後固着されていても良い。なお、第１の装着部１４には、使用者の膝頭に位置決めされる貫通孔２４が形成されることにより、膝関節の屈伸を妨げないように配慮されることが望ましい。

また、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０の両端部は、第２の装着部１６に取り付けられている。第２の装着部１６は、それぞれ腰部に装着される伝達帯支持ベルト２６と駆動装置支持ベルト２８を有しており、第２の牽引帯２０の一方の端部が伝達帯支持ベルト２６に取り付けられていると共に、他方の端部が駆動装置支持ベルト２８に取り付けられている。

伝達帯支持ベルト２６は、伸縮性の小さい帯状の布地で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ，フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、伝達帯支持ベルト２６には、リング状を呈する一対のガイド金具３０，３０が設けられており、伝達帯支持ベルト２６の腰部への装着状態において、腰部の左右両側に配置される。そして、第２の牽引帯２０の一方の端部が、伝達帯支持ベルト２６の前面部分に対して、縫合や溶着、スナップやフック、面ファスナ等の手段を用いて取り付けられている。

さらに、伝達帯支持ベルト２６には、下方に向かって延びだすようにして、使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサとしての左右一対の静電容量型センサ３２，３２が取り付けられている。かかる静電容量型センサ３２は、例えば特開２０１０−４３８８０号公報や特開２００９−２０００６号公報等に示されているように、弾性変形を許容された柔軟な静電容量変化型のセンサであって、図４に示されているように、誘電性の弾性材で形成された誘電体層３４の両面に、導電性の弾性材で形成された一対の電極膜３６ａ，３６ｂを設けた構造を有している。

かかる静電容量型センサ３２は、股関節を挟んだ両側に位置する腰部から大腿部に跨がって延びて、体側表面に沿って重ね合わされて広がるようにして配設されている。本実施形態では、静電容量型センサ３２の上端部が、伝達帯支持ベルト２６に取り付けられて支持されていると共に、静電容量型センサ３２の下端部は、大腿部に巻き付けられて面ファスナ等で装着されるベルト３７に対して取り付けられている。

そして、伝達帯支持ベルト２６の装着状態において、静電容量型センサ３２は、股関節の屈伸による作用圧力の変化を一対の電極膜３６ａ，３６ｂの接近／離隔に伴う静電容量の変化として検出するようになっており、かかる検出信号が後述する駆動装置３８の制御装置に入力される。なお、使用者の左右の各体側表面に沿って各１つの静電容量型センサ３２が重ね合わされて装着されており、寛骨に対する左大腿骨の関節における前後方向の傾斜角度（股関節の角度）と、寛骨に対する右大腿骨の関節における前後方向の傾斜角度（股関節の角度）とが、各別に検出されるようになっている。

かかる股関節の角度変化は、例えば静電容量型センサ３２の面圧分布態様を検出することによって一層正確に検出することができる。具体的には、使用者の左右体側の各一方の表面に広がって且つ股関節を挟んだ上下に延びて配設された各静電容量型センサ３２では、使用者が歩行に際して一方の脚を前方に振り出すことにより寛骨に対して大腿骨が前方に屈曲されると、静電容量型センサ３２のうちで体側中央より後方に位置する領域では引張変形し且つ体側中央より前方に位置する領域では圧縮湾曲変形する。一方、脚を後方に蹴り出すと、寛骨に対して大腿骨が後方に屈曲されて、静電容量型センサ３２のうちで体側中央より前方に位置する領域では引張変形し且つ体側中央より後方に位置する領域では圧縮湾曲変形する。従って、各静電容量型センサ３２において、その体側中央線を挟んだ前後の何れの領域において引張変形が発生し且つ他方の領域において圧縮変形が発生しているかを、領域毎の検出値に基づいて判定し、各変形の程度に応じた検出値の大きさに基づいて股関節の角度変化量を求めることができる。

特に、本実施形態で用いられている如き静電容量型センサ３２は、特開２０１０−４３８８０号公報や特開２００９−２０００６号公報等に記載のとおり薄肉で変形容易な軟質シート構造とされていることから、体表面に沿って装着しても、使用者に過度の違和感を与えたり、使用者の自発的な体動を拘束することがない。

一方、駆動装置支持ベルト２８は、図１〜３に示されているように、伝達帯支持ベルト２６と同様に、伸縮性の小さい帯状の布地等で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ、フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、駆動装置支持ベルト２８は、背面部分が正面部分よりも下方まで延び出して大きな面積を有しており、その背面部分に駆動装置３８が装着されている。

駆動装置３８は、図５に示されているように、駆動源としての左右一対の電動モータ４０，４０と、それら一対の電動モータ４０，４０によって回転駆動される左右一対の回転軸４２，４２と、電動モータ４０，４０に電力を供給するバッテリー等の電源装置４４と、静電容量型センサ３２，３２の検出結果に基づいて電動モータ４０，４０を作動制御する制御装置４６とを含んで構成されている。

各電動モータ４０は、一般的な電動機であって、好適には回転位置を検出して正逆両方向の回転量を制御することができるサーボモータ等が採用される。そして、電源装置４４からの通電によって駆動される電動モータ４０の駆動軸４８における回転駆動力が、適宜の減速歯車列を介して、回転軸４２に伝達されるようになっている。回転軸４２は、周方向への回転を許容されるように支持されたロッド状の部材であって、その外周面に第２の牽引帯２０の他方の端部が固定されて巻き付けられている。これにより、第２の牽引帯２０の他方の端部は、駆動装置３８を介して駆動装置支持ベルト２８に取り付けられており、以て、補助力伝達帯１２が股関節を跨いで配設されている。

そして、回転軸４２が電動モータ４０の駆動軸４８から及ぼされた駆動力によって周方向一方に回転させられることにより、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０が回転軸４２に巻き取られる。これにより、電動モータ４０による駆動力が補助力伝達帯１２の長さ方向（第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０の長さ方向）に伝達されて、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に引張力として及ぼされる。上記から明らかなように、補助力伝達帯１２は、電動モータ４０の駆動力の伝達方向に延びている。一方、回転軸４２が電動モータ４０によって周方向他方に回転させられると、回転軸４２による補助力伝達帯１２の巻き取りが解除されて送り出され、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間で引張力が解除される。

なお、電動モータ４０の逆回転は必須でなく、電動モータ４０への給電を停止して、補助力伝達帯１２の引き出しが自由に許容され得る状態にすることにより、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間での引張力を解除しても良い。これによれば、使用者の筋力による動作に伴って、補助力伝達帯１２が過度に弛むことなく、動作の抵抗となる程の張力をもたないで、歩行動作に対して容易に追従することが可能になる。

また、電動モータ４０の制御は、電源装置４４から電動モータ４０への通電の有無や通電方向（駆動軸４８の回転方向）が制御装置４６によって制御されることで実行されている。制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果（出力信号）に基づいて使用者の股関節の屈曲運動および伸展運動を検出して、検出した股関節の運動に応じて電動モータ４０への通電を制御する。これにより、電動モータ４０の駆動力に基づいて第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に及ぼされる引張力が、制御装置４６によって調節されている。なお、本実施形態では、制御装置４６が、歩行動作の段階（例えば、股関節を屈曲して後足を前方に運ぶ段階や股関節を伸展して前足で地面を蹴る段階等の特定の股関節角度）を特定して、特定した歩行動作の段階である股関節角度に応じて電動モータ４０への通電を制御するようになっている。

すなわち、制御装置４６による電動モータ４０，４０の制御手段４９は、左右の股関節の検出角度を参照信号とし、予め設定された特定段階の股関節角度に対応した電動モータ４０，４０の制御条件を満足するように、電源装置４４から電動モータ４０，４０への電力供給を実行するようになっている。具体的には、例えば図６に機能ブロック図が示されているように、かかる制御手段４９は、股関節角度の変化に対して電動モータ４０への給電を開始／停止等するタイミングを特定する駆動タイミング情報や、電動モータ４０へ給電する電力の大きさ（サポート力に対応する補助力伝達帯１２の巻取り量）を特定する駆動出力情報を含む制御情報が記憶されたＲＡＭ等の記憶手段５０を含んで構成されている。なお、この記憶手段５０に記憶された駆動タイミング情報や、駆動出力情報は、必要に応じて変更設定可能とされて、例えば使用者毎に、サポート力を発揮する股関節の角度位置や、及ぼされるサポート力の大きさ等を調節可能とされている。

そして、制御手段４９のＲＯＭやＲＡＭに予め記憶されたプログラムに従って、制御手段４９の制御部は左右の股関節の角度センサとしての静電容量型センサ３２，３２から出力される股関節角度を参照信号として、かかる股関節角度が、記憶手段５０に予め記憶された給電の開始又は停止の股関節角度に達した場合には、記憶手段５０に予め記憶された駆動出力情報に基づいて電源装置４４からアシスト部材の電動モータ４０への給電を開始又は停止するように駆動制御信号を出力する。また、本実施形態では、静電容量型センサ３２や制御手段４９における制御部、アシスト部材駆動用の電動モータ４０が、何れも左右各別に独立して一対ずつ設けられており、記憶手段５０における制御情報に基づいた、制御手段４９による電動モータ４０への給電制御が、左右の脚に対して各別に実行されるようになっている。要するに、左右一対のアシスト部材における電動モータ４０，４０を制御する、制御手段４９による駆動制御信号が、左右の脚に対して相互に独立して出力される。

さらに、記憶手段５０に記憶される駆動出力情報として、股関節角度の範囲に対応して電動モータ４０へ給電する電力を変化させるための情報（巻取り量の初期値に乗算する係数など）が含まれていても良い。これにより、例えば、股関節角度が予め設定した複数段階の角度に至る毎に、電動モータ４０の出力を段階的に又は次第に増大させたり減少させることが可能になり、使用者に及ぼされるアシスト力を歩行に際して一層効率化したり、使用者への違和感の更なる軽減を図ったりすることができる。

因みに、健常者の下肢筋における「大臀筋」，「大腿二頭筋」，「前脛骨筋」，「大腿直筋」，「腓腹筋」の各部位については、歩行中に発生筋力の変化を生じる。例えば、各下肢筋において、股関節の角度変化に対応して山形に経時変化する筋力発生が、歩行周期で繰り返し発生していることが知られている。従って、本実施形態の歩行運動補助具１０において、股関節角度に対応したサポート力を下肢筋に及ぼすことは、あたかも人工的な筋肉を付加的に設けることとなり、下肢筋による歩行筋力を補助することが可能になるものと理解できる。

また、健常者の歩行に際して、前述の如き静電容量型センサ３２の出力値に基づいて股関節の角度変化を検出したところ、図７に示されているように、周期的な股関節の変化パターンを実用的な精度をもって検出することが確認できた。それ故、かかる静電容量型センサ３２の検出信号に基づいて、予め特定された所定のタイミングで電動モータ４０への給電の開始や停止等を制御することにより、上述の如き歩行筋力の補助効果が発揮されるものと考えられる。なお、歩行に際しての股関節の角度変化幅や、股関節の位相と各筋肉の発生筋力との相対関係は、使用者個人の体格や歩き方、癖などによって異なることから、例えば図７中のアシストＡ，Ｂ，Ｃとして示された何れのポイントで電動モータ４０への給電の開始や停止等を実行するかという具体的設定は、使用者毎に変更設定されることが望ましい。その際、かかる設定ポイントが使用者に適合しているか否かの判定は、使用者の主観的意見を参照して行う他、例えば電動モータ４０への給電の開始や停止等のポイントを変更してそれぞれ実測した使用者の筋電位センサの出力値を相対比較して得られたサポート効果の適否判定結果などに基づいて行うことも可能である。

ところで、図８にモデル的に示されているように、補助力伝達帯１２の上端部分の使用者に対する装着位置を支点Ａとし、使用者における股関節位置を支点Ｂとし補助力伝達帯１２の下端部分の使用者に対する装着位置を支点Ｃとすると、補助力伝達帯１２の長さに相当する△ＡＢＣにおける辺ＡＣの長さは、股関節の角度θに応じて変化する。なお、図８中の点Ｏは、支点Ａを通る水平線と支点Ｂを通る鉛直線との交点である。また、支点Ａの位置は、第２の牽引帯２０の一方の端部における伝達帯支持ベルト２６への取付位置と該第２の牽引帯２０が挿通されたガイド金具３０との略中間位置となる。

ここにおいて、有効長としての補助力伝達帯１２の長さ（点ＡＣ間における補助力伝達帯１２の実長）は、図９に示されているように、歩行に際しての股関節の角度に応じて周期的に変化するように制御されることとなり、その具体的な指標となる長さである基準長さは、図９中の数式によって「ベルトの自然長ＡＣ」として求めることができる。そして、本実施形態では、かかる数式に基づいて算出される点ＡＣ間の撓みのない直線距離としての基準長さと、点ＡＣ間に跨がって延びる補助力伝達帯１２の撓みを含めた実長（有効長）との差分に相当する寸法だけ補助力伝達帯１２の長さが変化するように、電動モータ４０を正逆回転制御することにより、歩行中に補助力伝達帯１２に作用する張力が略一定（例えば略±０）に維持されて撓みが防止されるようになっている。

このような補助力伝達帯１２の張力調節による撓み防止制御は、歩行時の股関節角度θに応じて、予め記憶された関係式に基づいて電動モータ４０を回転作動させて、第２の牽引帯２０の巻き取り量と送り出し量を調節することによって実現される。具体的には、例えば図６に機能ブロック図が示されているように、かかる撓み防止制御系は、股関節の角度の変化に対して補助力伝達帯１２の長さ（辺ＡＣの長さ）を算出する上述の数式の係数、補助力伝達帯１２の基準長、および第２の牽引帯２０の巻き取り／送り出し量に対応する電動モータ４０の回転方向ならびに給電を開始／停止するタイミングを特定する駆動タイミング情報を含む撓み防止制御情報が記憶されたＲＡＭ等の記憶手段５０を含んで構成されている。なお、この記憶手段５０に記憶された駆動タイミング情報は、必要に応じて変更設定可能とされて、例えば使用者毎の体格に合わせて調節可能とされている。そして、かかる撓み防止制御は、図１０に示されているように、前述の股関節の角度に対応したサポート力の制御とは独立して行うことが可能であり、両方の制御を重ね合わせて両方の制御の目標値が重ね合わされて達成されるように電動モータ４０を作動制御することができる。これにより、撓み防止制御によって補助力伝達帯１２が略一定の展張状態に維持されることから、サポート力の制御に基づいて電動モータ４０を作動させた際に、股関節の角度変化に対応した補助力伝達帯１２の長さ変化による悪影響を殆ど受けることなく、目的とするサポート力を使用者の脚部に安定して精度良く与えることが可能になる。

かくの如き構造とされた歩行運動補助具１０を装用すれば、股関節を屈曲する際に、股関節の屈曲運動に必要な力を補強するように補助力（アシスト力）を及ぼして、股関節の屈伸を伴う動作が補助することが可能となる。即ち、制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果に基づいて使用者が股関節を屈曲しようとしていることを特定すると、電源装置４４から電動モータ４０に通電して回転軸４２を周方向一方に回転させる。これにより、第２の牽引帯２０が回転軸４２によって巻き取られて、第２の牽引帯２０の実質的な長さが短くなることから、第２の牽引帯２０の中間部分に外挿された連結金具２２が第２の装着部１６側（上側）に引き寄せられて変位させられることで、補助力伝達帯１２の長さが短くなる。そして、連結金具２２に取り付けられた第１の牽引帯１８を通じて第１の装着部１４に引張力が及ぼされて、膝関節に装着された第１の装着部１４が腰部に装着された第２の装着部１６側に引き寄せられる。その結果、膝関節を重力に抗して腰部側に引き付けるようにアシスト力が作用して、股関節の屈曲を伴う歩行運動を行う筋力が補助される。なお、静電容量型センサ３２で検出される股関節角度θの値の変化に応じて、制御装置４６で回転軸４２の回転力（電動モータ４０への給電圧）を調節すれば、使用者が行おうとする動作に対して過不足のないアシスト力を一層効率的に提供することが可能になる。また、股関節角度θの値が予め設定された値に達したら、電動モータ４０への通電が停止されることにより、股関節の運動を過度に補足したり拘束することによる使用者の違和感が回避される。

一方、制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果に基づいて使用者が股関節を伸展させようとしていることを特定すると、電源装置４４から電動モータ４０に通電して回転軸４２を周方向他方に回転させる。これにより、回転軸４２から第２の牽引帯２０が送り出されて、第２の牽引帯２０の実質的な長さが長くなることから、第２の牽引帯２０の中間部分に外挿された連結金具２２が自重や弾性等によって第２の装着部１６から離隔する方向（下側）に変位する。そして、連結金具２２に取り付けられた第１の牽引帯１８を通じて第１の装着部１４に及ぼされていた引張力が解除されることにより、股関節の伸展運動が歩行運動補助具１０によって妨げられるのが防止される。

このように、歩行運動補助具１０を装用すれば、股関節を屈曲する際に必要とされる力の一部が電動モータ４０の発生力によって補われることから、例えば、歩行時に股関節を屈曲して後足を前方に運ぶ動作をする際に、小さな筋力で目的とする動作を行うことが可能とされる。従って、歩行運動補助具１０を用いれば、加齢や傷病によって使用者が動作を行うための充分な筋力を備えていない場合にも、目的とする動作をスムーズに行うことができて、使用者の活動が制限されるのを防ぐことが可能となる。

また、電動モータ４０の発生駆動力をアシスト力として使用者の脚部に伝達する経路上に設けられた補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８は、力の伝達方向で弾性変形可能とされている。これにより、電動モータ４０の発生駆動力は、第１の牽引帯１８の弾性変形によって緩和されてから、使用者の脚部に及ぼされる。それ故、電動モータ４０の発生駆動力がダイレクトに伝達される場合に比して、使用者の関節等への負荷が軽減されて、筋を痛める等といった問題が生じるのを防ぐことができる。特に本実施形態では、使用者の脚部に及ぼされるアシスト力が２ｋｇｆ〜５ｋｇｆ程度の比較的に小さな力とされることが望ましい。これにより、使用者に対して強制的に動作をさせるのではなく、あくまでも動作に必要な筋力の不足を補うという思想に基づくサポート力の作用が実現されて、使用者の身体に負担をかけることなく、必要な補助を行うことが可能となる。

因みに、本実施形態に従う構造とされた歩行運動補助具１０を実際に健常者に装着して、歩行に際してのサポート効果を確認する実験を行った。かかる実験に際しては、腓腹筋の表面に筋電位センサを装着して、サポート力を及ぼしてアシスト有りの場合と、サポート力を及ぼさないアシスト無しの場合とにおいて、筋電位の検出波形を比較した。その結果を、図１１に示す。なお、サポート力の作用開始のタイミングは、股関節角度θを参照信号として、前述の図７におけるＢ点とＣ点を設定した場合についてそれぞれ実験した。図１２に示されているように、サポート力を及ぼすことにより、歩行周期の２０〜４０％の領域において筋電位が減少して有効なサポート効果が発揮されていることを確認できた。

さらに、補助力伝達帯１２が軟質で変形可能とされていることから、従来の外骨格式の補助力伝達装置のように使用者に対して過度な拘束感を及ぼすことがなく、特に横方向から押されたりした際の外乱入力に際しても、使用者の自発的且つ瞬発的な動作が許容されることにより、転倒回避作動が実現され得る。

なお、サポート力の衝撃的作用を回避すると共に、使用者への拘束軽減の目的から、第１の牽引帯１８の力の伝達方向での弾性は、０．３ｋｇｆ／ｃｍ² 〜０．５ｋｇｆ／ｃｍ² の間に設定されることが望ましい。これにより、電動モータ４０の発生駆動力が充分に緩衝されて、使用者の脚部に過大な負荷が作用するのを回避できると共に、使用者の自発的な動作を充分に許容し得るだけの有効なアシスト力が使用者の脚部に伝達されて、動作を効果的に補助することができる。

さらに、第１の牽引帯１８は、力の伝達方向と略直交する方向での変形が制限されており、第１の牽引帯１８と一体形成された第１の装着部１４の周方向での伸縮（拡径変形乃至は縮径変形）が抑えられて、形状の安定性が高められている。これにより、電動モータ４０による引張力の作用時に、第１の装着部１４が膝関節から外れることなく保持されて、アシスト力が脚部に対して有効に伝達される。

また、歩行運動補助具１０によるアシスト力は、股関節の屈曲運動に際して発揮される一方で、股関節の伸展運動に際して解除される。これにより、歩行運動補助具１０を装用すれば、起立状態において重力に抗した運動が必要とされる股関節の屈曲運動が補助される一方、起立状態において重力の作用で補助される股関節の伸展運動では、アシスト力が抗力として作用してしまうことが回避されて、スムーズな動作が実現される。従って、股関節の屈曲と伸展を繰り返し行う歩行動作等においても、動作の妨げとなることなく、必要なアシスト力を適時に提供して動作を適切に補助することができる。

本実施形態の歩行運動補助具１０において、このような使用者の動作状態に応じたアシスト力の発生が、静電容量型センサ３２による股関節角度の検出結果に基づいて、記憶手段５０に記憶された制御用信号を参照しつつ制御装置４６が自動的に実行するようになっていることから、使用者における面倒な操作も不要となる。また、本実施形態では、左右の脚部筋力に対するサポート力の制御が、左右の股関節角度に基づいて各別に独立して実行されることから、例えば何かにつまづく等して一方の脚の股関節角度だけが大きく変化した場合などにおいても、かかる一方の足の股関節角度の検出値に基づく大きなサポート力を発揮させる等といった制御も容易に実現可能となる。

しかも、本実施形態では静電容量型センサ３２が採用されていることから、温度変化に対する検出精度の低下が小さいと共に、温度変化に対する補正も容易であることから、例えば歩行運動に伴う使用者の体温変化等に起因して温度変化が大きい場合にも正しい検出結果を安定して得ることができる。加えて、静電容量型センサ３２では、繰返しの入力に対する検出精度の低下が小さいことから、充分な耐久性を確保することができて、日常生活での常用等が高精度に実現可能となる。

また、本実施形態における補助力伝達部が、帯形状を有する肉薄の布で形成された補助力伝達帯１２とされていることにより、充分な柔軟性が付与されており、硬質の外骨格を有する歩行運動補助具に比して、容易に着脱することができる。即ち、硬質の外骨格を使用者に装着する場合、使用者は外骨格の形状に合わせて関節の曲げ角度を調節する必要があるし、着座して装着することは難しい場合も多い。しかし、本実施形態の歩行運動補助具１０は、第１の装着部１４と第２の装着部１６を連結する補助力伝達帯１２が柔軟で必要に応じて撓むことから、補助力伝達帯１２を充分に長くしておけば、使用者の関節の曲げ角度がどの程度であったとしても、第１の装着部１４と第２の装着部１６をそれぞれ適切な位置に取り付けることが可能である。しかも、補助力伝達帯１２が柔軟であることによって、例えば、股関節を屈曲した着座姿勢で第１の装着部１４と第２の装着部１６をそれぞれ装着することが可能とされており、楽な姿勢で着脱作業を行うことができる。

さらに、肉薄帯形状の布で形成された補助力伝達帯１２を採用することにより、歩行運動補助具１０が軽量とされて、筋力の低下した高齢者等でも容易に取り扱うことができる。しかも、本実施形態では、第１の装着部１４および第２の装着部１６もそれぞれ布製とされていることから、歩行運動補助具１０全体がより軽量化とされており、着脱作業等を含む取回し性の更なる向上が図られている。

更にまた、補助力伝達帯１２が肉薄の布製とされていることにより、装着状態において補助力伝達帯１２が使用者の体表面の形状に沿って配設されると共に、体表面に沿って厚さ方向で容易に湾曲する。それ故、歩行運動補助具１０の上に衣服を重ねて着用することも可能となり、日常生活において目立つことなく気軽に使用することができる。

また、第１の装着部１４が膝関節に取り付けられると共に、第２の装着部１６が腰部に取り付けられることにより、補助力伝達帯１２の長さが必要以上に長くなるのを防いで歩行運動補助具１０の小型化を図りつつ、アシスト力が脚部に対して効率的に及ぼされる。蓋し、大腿の揺動時に支点となる股関節から作用点となる第１及び第２の装着部１４，１６までの離隔距離が大きくされると、引張力によるサポート力が脚部に対して効率的に作用するからである。しかも、駆動装置３８が歩行時に運動量の少ない腰部に設けられていることにより、駆動装置３８が歩行動作の妨げになるのを軽減できる。

以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、本発明はその具体的な記載によって限定されない。例えば、第１の装着部は、膝関節よりも上方の大腿部に装着することも可能であり、それによって装置のコンパクト化が実現可能となる。

また、制御装置や電源装置等の装着位置は限定されるものでなく、例えば通電用リード線によって接続された独立構造として使用者の衣服のポケットに収容したり、使用者の肩にかけたり等して装着することも可能である。

さらに、使用者の動作を検出する関節角度センサとしては、静電容量型のセンサに限定されるものではなく、例えば、力の作用による抵抗値の変化に基づいて使用者の動作を検出する抵抗変化型のセンサを採用することも可能である。このような抵抗変化型のセンサを採用すれば、直流電圧を用いての計測が可能であることから、計測回路の簡易化が容易であり、小型化やコストの低減を実現し易くなる。しかも、小さな力の作用に対しても抵抗値が鋭敏に変化することから、関節の僅かな運動から大きな運動まで幅広く検出することが可能となる。なお、抵抗変化型センサとしては、例えば、特開２００８−６９３１３号公報等に示された柔軟性を有するものが好適に採用される。また、静電容量型センサと抵抗変化型センサを組み合わせて用いる等、構造や検出方法の異なる複数種類のセンサを組み合わせて用いても良い。

また、例えば、図１２に示されているように、静電容量型センサ５４を第１の牽引帯１８の裏面（大腿への重ね合わせ面）に装着して大腿前面に重ね合わせて装着することにより、股関節を屈曲する際の大腿筋の変形に伴う第１の牽引帯１８と大腿の間での挟圧力を静電容量の変化として検出することもできる。或いは、例えば、図１３に示されているように、使用者の臀部から大腿にかけて広がる静電容量型センサ５６を採用すれば、股関節の屈伸をより直接的に検出することができる。この場合、歩行運動補助具５７は、補助力伝達帯１２および第１，第２の装着部１４，１６に加えて、静電容量型センサ５６を備えたパンツ（レギンス）状のセンサ保持スーツ５８を含んで構成されており、センサ保持スーツ５８を装着してから、補助力伝達帯１２および第１，第２の装着部１４，１６を装着する。なお、図１２，図１３に示された静電容量型センサ５４，５６も、基本的な構造は実施形態に示された静電容量型センサ３２と同じものが採用可能である。また、図１２，図１３に示されている如き大腿部の前面に装着される静電容量型センサ５４や、臀部の表面に装着される静電容量型センサ５６を、その上下両端部分で使用者の体表面に取り付けて、例えば足を踏み出した際に引張り変形されると共に、足を蹴り出した際には引張変形が緩和されることに伴う応力変化を利用して、股関節の前後方向の揺動角を検出することも可能である。さらに、関節角度センサとして、ロータリーエンコーダ等の角度を直接に検出するセンサを採用して、股関節角度を直接に検出することも可能である。

また、補助力伝達部は、必ずしも全体が可撓性（柔軟性）を有するものに限定されず、部分的であれば金属や合成樹脂等で形成された硬質な部分があっても良い。更に、補助力伝達部の全体が力の伝達方向で弾性変形可能とされていても良いし、補助力伝達部が力の伝達方向での弾性変形を部分的に許容されていても良い。

１０，５７：歩行運動補助具、１２：補助力伝達帯（補助力伝達部）、１４：第１の装着部、１６：第２の装着部、３２，５４，５６：静電容量型センサ、４０：電動モータ（駆動源）、４６：制御装置、４９：制御手段、５０：記憶手段

Claims (6)

1. 柔軟性を有する帯状部材（１８，２０）を含んで構成されて使用者の筋力による関節回りの屈曲運動をアシストする補助力を引張力として伝達する補助力伝達部（１２）の両端部分に対して、使用者の股関節を挟んだ大腿部側に装着される第１の装着部（１４）と腰部側に装着される第２の装着部（１６）とが設けられていると共に、該使用者への補助力を該補助力伝達部（１２）における引張力として及ぼす駆動源（４０）が設けられたアシスト部材（１２，１４，１６，４０）を左右一対備えている一方、
   該使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサ（３２，５４，５６）と、
   該使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記各アシスト部材（１２，１４，１６，４０）における前記各駆動源（４０）を駆動するために、前記駆動源（４０）への給電の開始と停止のタイミングを該関節角度センサ（３２，５４，５６）で検出される関節角度に応じて決定する駆動タイミング情報および前記駆動源（４０）への給電の電力の大きさを該関節角度センサ（３２，５４，５６）で検出される関節角度に応じて決定する駆動出力情報に関する制御情報を記憶する記憶手段（５０）と、
   該記憶手段（５０）における該制御情報に基づいて前記左右一対のアシスト部材（１２，１２，１４，１４，１６，１６，４０，４０）における前記各駆動源（４０）をそれぞれ駆動制御する制御手段（４９）と
   を、有することを特徴とする歩行運動補助具（１０，５７）。
2. 前記左右一対のアシスト部材（１２，１２，１４，１４，１６，１６，４０，４０）における前記各駆動源（４０）に対して、前記制御手段（４９）による駆動制御信号が、相互に独立して出力される請求項１に記載の歩行運動補助具（１０，５７）。
3. 前記記憶手段（５０）における前記駆動出力情報が、前記関節角度の変化に対応して前記駆動源（４０）の出力を変化せしめる情報である請求項１又は２に記載の歩行運動補助具（１０，５７）。
4. 前記記憶手段（５０）は、前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して、前記アシスト部材（１２，１４，１６，４０）の前記補助力伝達部（１２）における上端部分の使用者に対する装着位置（支点Ａ）と下端部分の使用者に対する装着位置（支点Ｃ）との間の該補助力伝達部（１２）の実際の長さである有効長を、該補助力伝達部（１２）における上端部分の使用者に対する装着位置（支点Ａ）と下端部分の使用者に対する装着位置（支点Ｃ）との間の直線距離である基準長さの変化に追従させるために、該関節角度と該基準長さとの対応関係から求められた撓み防止制御情報を記憶し、
   前記制御手段（４９）は、該記憶手段（５０）に記憶されている該撓み防止制御情報に基づいて該関節角度の変化に対応して該補助力伝達部（１２）の該有効長を変更せしめて、該補助力伝達部（１２）を一定の張力作用状態に保つように前記左右一対のアシスト部材（１２，１２，１４，１４，１６，１６，４０，４０）における前記各駆動源（４０）をそれぞれ駆動制御する請求項１〜３の何れか１項に記載の歩行運動補助具（１０，５７）。
5. 前記関節角度センサ（３２，５４，５６）が、前記使用者における大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサである請求項１〜４の何れか１項に記載の歩行運動補助具（１０，５７）。
6. 前記補助力伝達部（１２）が、前記駆動源（４０）による前記引張力の作用方向である長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な部材（１８，２０）を含んで構成されている請求項１〜５の何れか１項に記載の歩行運動補助具（１０，５７）。

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