JP6094209B2 - 動作補助装置及び動作補助制御用プログラム - Google Patents

Description

本発明は、動作補助装置及び動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。より詳細には、例えば膝疾患の患者の回復訓練等に用いられる動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。

膝疾患の患者が行う回復訓練等（いわゆるリハビリテーション）において、従来は、例えば理学療法士等の補助を受けつつ、その患者が自力で必要な回復訓練等を行っていた。一方近年では、モータ等の駆動源を使用する他動的な回復訓練等（外力を用いて行う回復訓練等）が行われ始めている。このような他動的な回復訓練等には、その患者の身体に装着されて歩行における膝関節部の動きを補助する、いわゆる装着型の歩行アシストロボットが用いられる。この歩行アシストロボットは、患者の膝関節部を含む上腿部及び下腿部にハーネス等を用いて装着され、膝関節部の動きを補助する（換言すれば強制的に動かす）ように動作する。即ち、適切な歩行パターンにおける膝関節部としての動きが実現されるように歩行アシストロボットが動作して、当該膝関節部を動かす。これにより患者は、歩行アシストロボットによる動きに追随するように自立歩行することで、必要な回復訓練等を行える。

他方、回復訓練等において歩行アシストロボットの動きに患者が追随できない場合や種々の原因で患者がふらついた場合、その患者は不安定な歩行状態になり、最悪の場合は転倒に至って思わぬ怪我をする可能性がある。また従来の歩行アシストロボットは、例えば充電池、ＣＰＵ、各種センサ及びアクチュエータ等を備えるものであり、下肢部全体を含んで装着されるべき大型の装置になることが多いため、上述した転倒等の危険性は更に増す。そこで通常は、上記理学療法士等が患者の回復訓練等に付き添い、転倒を未然に防ぐことが行われている。或いは、歩行アシストロボットごと転倒した患者が受けるダメージを少なくするため、訓練室の床や患者が着る服装をクッション性のある柔らかい材料にすることも行われる。

なお上記回復訓練等に用いることが可能な人の歩行の補助のための装置としては、例えば下記特許文献１乃至特許文献３に記載されている補助装置がある。

特開２００３−１３５５４３号公報 特開２００４−３４４３０５号公報 特開２００７−１３０１７２号公報

しかしながら、上述した回復訓練等においては、訓練室の床としては適度な硬さが必要である。また、付き添いを行う理学療法士等の負担も大きなものとなり、複数の患者の面倒を同時に見ることが困難になりつつある。更にこれらにより、従来の歩行アシストロボットは患者の転倒に関して安全性が欠けたものとの認識もあり、その普及の妨げとなっている場合がある。なおこのような安全確保は、ひいては患者にとって違和感のない補助を伴った回復訓練等にも繋がるものである。

この点につき、上記特許文献１に記載されている歩行補助装置では、上述したような患者の転倒防止の観点については何ら考慮されていない。よって特許文献１に記載されている歩行補助装置では上記の各問題点を解決することはできない。更に上記特許文献２及び特許文献３にそれぞれ記載されている歩行補助装置においては、患者における被補助時における違和感の低減といった観点については、開示がされていない。

そこで、本発明は上記の各問題点等に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、上述したような患者の回復訓練等における補助を、患者に対して違和感を持たせることなく、自立的且つ安全に行うことが可能な動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムを提供することにある。

上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、運動中における被補助者の動作を補助する動作補助装置において、前記被補助者の脚の股関節部に装着されており、前記運動に伴う当該股関節部の動作を補助する駆動ユニット等の補助手段と、前記股関節部の屈曲角度である股関節角度を検出する股関節角度センサ等の股関節角度検出手段と、前記脚の膝関節部の屈曲角度が最大となるタイミングにおける前記股関節角度として前記被補助者に合わせて予め決められた閾値角度を示す閾値角度情報を記憶するＣＰＵ等の記憶手段と、前記検出された股関節角度が前記記憶されている閾値角度情報により示される前記閾値角度となったタイミングから前記被補助者に合わせて予め決められた遅延時間だけ遅延させたタイミングから前記股関節部における伸展動作の補助を開始させるように、前記補助手段を制御するＣＰＵ等の制御手段と、前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記被補助者が歩行する歩行面に前記脚の踵がついたことを検出する中敷センサ等の踵状態検出手段と、を備え、前記制御手段は、前記踵が前記歩行面についたことが検出されたタイミングにおいて前記股関節部における伸展動作の補助を終了させるように、前記補助手段を制御するように構成される。

請求項１に記載の発明によれば、膝関節部の屈曲角度が最大となるタイミングにおける股関節角度として被補助者に合わせて予め決められた閾値角度に股関節角度がなったタイミングから被補助者に合わせて予め決められた遅延時間だけ遅延させたタイミングから股関節部における伸展動作の補助を開始させるように制御されるので、補助すべき被補助者の運動に対応した状態で違和感なく股関節の伸展動作を補助することができる。
また、補助手段が装着されている脚の踵が歩行面についたことが検出されたタイミングにおいて股関節部における伸展動作の補助を終了させるように制御されるので、被補助者の運動により対応した状態で違和感なく股関節の伸展動作を補助することができる。

上記の課題を解決するために、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が開始されるタイミングにおいて前記股関節部における屈曲動作の補助を開始させるように、前記補助手段を制御するように構成される。

請求項２に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明の作用に加えて、補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が開始されるタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が開始されるように制御されるので、被補助者の運動により対応した状態で違和感なく股関節の屈曲動作を補助することができる。

上記の課題を解決するために、請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が終了されるタイミングにおいて前記股関節部における屈曲動作の補助を終了させるように、前記補助手段を制御するように構成される。

請求項３に記載の発明によれば、請求項１又は請求項２に記載の発明の作用に加えて、補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が終了されるタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が終了されるように制御されるので、被補助者の運動により対応した状態で違和感なく股関節の屈曲動作を補助することができる。

上記の課題を解決するために、請求項４に記載の発明は、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記脚の膝関節部に装着されており、前記運動に伴う当該膝関節部の伸展動作を補助する駆動ユニット等の第２補助手段を更に備え、前記制御手段は、前記踵が前記歩行面についていることが検出されている期間に対応した期間において前記伸展動作の補助を継続するように、前記第２補助手段を制御するように構成される。

請求項４に記載の発明によれば、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、補助手段が装着されている脚踵が歩行面についていることが検出されている期間に対応した期間において膝関節部の伸展動作の補助を継続するように制御されるので、いわゆる膝折れを防止して安全に被補助者の運動を補助することができる。

上記の課題を解決するために、請求項５に記載の発明は、請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記制御手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段として機能させる。

請求項５に記載の発明によれば、膝関節部の屈曲角度が最大となるタイミングにおける股関節角度として被補助者に合わせて予め決められた閾値角度に股関節角度がなったタイミングから被補助者に合わせて予め決められた遅延時間だけ遅延させたタイミングから股関節部における伸展動作の補助を開始させるようにコンピュータにより制御されるので、補助すべき被補助者の運動に対応した状態で違和感なく股関節の伸展動作を補助することができる。
また、補助手段が装着されている脚の踵が歩行面についたことが検出されたタイミングにおいて股関節部における伸展動作の補助を終了させるようにコンピュータにより制御されるので、被補助者の運動により対応した状態で違和感なく股関節の伸展動作を補助することができる。

本発明によれば、膝関節部の屈曲角度が最大となるタイミングにおける股関節角度として被補助者に合わせて予め決められた閾値角度に股関節角度がなったタイミングから被補助者に合わせて予め決められた遅延時間だけ遅延させたタイミングから股関節部における伸展動作の補助を開始させるように制御されるので、補助すべき被補助者の運動に対応した状態で違和感なく、自立的且つ安全に当該運動を補助することができる。
また、補助手段が装着されている脚の踵が歩行面についたことが検出されたタイミングにおいて股関節部における伸展動作の補助を終了させるように制御されるので、被補助者の運動により対応した状態で違和感なく股関節の伸展動作を補助することができる。

実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図である。 実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。 実施形態に係る歩行補助装置の構成を示すブロック図等であり、（Ａ）は当該ブロック図であり、（Ｂ）は実施形態に係る中敷センサの構成を示す断面図であり、（Ｃ）は実施形態に係る他の中敷センサの構成を示す断面図（Ｉ）であり、（Ｄ）は実施形態に係る他の中敷センサの構成を示す断面図（II）である。 実施形態に係る歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。 実施形態に係る歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。 実施形態に係る歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示すタイミング図である。 実施形態に係る歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。

以下、本発明を実施するための形態について、図１乃至図７を用いて説明する。なお以下に説明する実施形態は、例えば膝疾患を持つ患者（被補助者の一例）の回復訓練等としての歩行における膝関節の動作及び股関節の動作を補助する歩行補助装置に対して本発明を適用した場合の実施形態である。また図１は実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図であり、図２は実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。また図３は当該歩行補助装置の構成を示すブロック図等であり、図４は歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。更に図５は当該歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図であり、図６は当該歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示すタイミング図であり、図７は歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。

図１及び図２に示すように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓ（動作補助装置の一例）は、患者６０の下肢部（両脚）に着脱自在のテープ状固定具やバンド等の固定具６によってそれぞれ取り付けられる補助手段の一例及び第２補助手段の一例としての一対の駆動ユニット１０を備えている。なお以下の説明では、左脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１１とし、右脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１２として説明する。また駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２に共通する説明を行う場合は、一般に駆動ユニット１０として説明する。

一つの（即ち、右脚と左脚のいずれか一方用の）駆動ユニット１０には、図１に示すように、患者６０の膝部５の関節部分に取り付けられ、膝関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部３と、患者６０の股部９の関節部分に取り付けられ、股関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部８と、が取り付けられている。

先ずリンク機構部３は、図１に示すように、例えば患者６０の大腿部に巻きつけられる上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク３ａと、患者６０の下腿部に巻きつけられる下部脚当て７の側面に取り付けられる第二リンク３ｂと、を含んで構成される。第一リンク３ａは、患者６０の腰部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク３ｂは患者６０の膝部５側から脚の先端（床面又は地面）側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク３ａと第二リンク３ｂとは、患者６０の膝部５近傍で回動可能に連結されている。この構成において駆動ユニット１０は、その動力により、第一リンク３ａに対して第二リンク３ｂを歩行の前後方向に揺動させる。

このとき第一リンク３ａと第二リンク３ｂの連結部には、当該第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度を示す膝関節角度データを出力する膝関節角度センサが内蔵されている。この膝関節角度センサは、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。一方上部脚当て４及び下部脚当て７は、それぞれが図示しない一対の脚当て部材を含んで構成されており、当該脚当て部材は患者６０の大腿部及び下腿部の周囲を覆うように配置され、固定具６によって着脱可能に取り付けられる。また、上部脚当て４及び下部脚当て７は、例えばポリプロピレン樹脂等を成形して形成されており、ユーザの大腿部と接する部分には、伸縮自在の図示しないスポンジ部材等が取り付けられている。

他方リンク機構部８は、図１に示すように、上記した上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク８ａと、患者６０の腰部に巻きつけられるベルト２３の側部に取り付けられる第二リンク８ｂと、を含んで構成される。第一リンク８ａは、患者６０の臀部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク８ｂは患者６０の腰部側から臀部側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク８ａと第二リンク８ｂとは、患者６０の股部９近傍で回動可能に連結されている。この連結部にも、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度を示す股関節角度データを出力する股関節角度センサ（股関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この股関節角度センサも、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。この構成においても駆動ユニット１０は、その動力により、第二リンク８ｂに対して第一リンク８ａを歩行の前後方向に揺動させる。

更に図２に示すように、両脚にそれぞれ取り付けられる駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２には、当該駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２間でデータ通信するための通信ユニット２０が着脱可能に取り付けられる。この通信ユニット２０は、ケーブル２１と、そのケーブル２１の途中に配置される通信用基板及び制御用基板並びに電池等が収容された中継ボックス２２と、を備え、上記ベルト２３によって患者６０の腰部に取り付けられる。また通信ユニット２０は、ケーブル２１の両端に非接触でデータを通信可能な通信端子を備えた通信ヘッド２５を備えている。一方、駆動ユニット１０の筐体１０ａには、当該通信ヘッド２５を挿入可能な孔部１０ｂが設けられており、孔部１０ｂに対して当該通信ヘッド２５が着脱可能になっている。なお、上記中継ボックス２２内の制御用基板には、実施形態に係る歩行補助装置Ｓとしての動作を制御する後述のＣＰＵ等が装着されている。更に駆動ユニット１０は、電力を受電又は所定のデータを通信可能な図示しない通信ヘッドを筐体１０ａの内部に備えている。そして、駆動ユニット１０の筐体１０ａに有する孔部１０ｂには、通信ヘッド２５が挿入されて、非接触で上記図示しない通信ヘッドに電気的に接続され、データ通信可能となっている。

次に、実施形態の歩行補助装置Ｓの構成について、より具体的に図３を用いて説明する。

実施形態の歩行補助装置Ｓは、図３（Ａ）に示すように、右足駆動系Ｒと、左足駆動系Ｌと、中継ボックス２２内の上記制御用基板に備えられた記憶手段の一例及び制御手段の一例としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）４２と、患者６０又は理学療法士等が操作可能な位置に備えられ且つＣＰＵ４２に対する指令操作を行うための操作ボタン等を備える操作部４１と、ＣＰＵ４２に接続され且つ患者６０又は理学療法士等が視認可能な位置に備えられた液晶ディスプレイ等からなる表示部４０と、を備えている。なおＣＰＵ４２は、オペレーティングシステムや歩行補助装置Ｓを制御する制御プログラム、制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラム等のソフトウェア、検出したデータ、或いは、生成した制御パターン等のデータを記憶する記憶部（図示せず）を有している。この記憶部は、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ハードディスク又はシリコンディスク等により構成されている。

また各脚の駆動系（右足駆動系Ｒ及び左足駆動系Ｌ）には、それぞれ、上記駆動ユニット１０と、上記固定具６並びに上部脚当て４及び下部脚当て７と、膝関節角度センサ１６を含むリンク機構部３と、股関節角度センサ１５を含むリンク機構部８と、踵状態検出手段の一例としての中敷センサ１７と、が含まれている。駆動ユニット１０には、ＤＣモータ５０と、各リンクに接続されているギア部５２と、ＤＣモータ５０からの駆動力を、ギア部５２を介して各リンクに伝達するクラッチ部５１と、が含まれている。

以上の構成において、ＤＣモータ５０の回転方向及び回転速度の制御及びクラッチ部５１における開放／接続の制御は、それぞれＣＰＵ４２により行われる。更に中敷センサ１７は、図３（Ｂ）に断面図により例示するように、例えば靴下６４を履いた右足（及び左足）６３の足裏と、履いている靴の中底６１との間に挟まれて用いられる中敷６２内にそれぞれ備えられており、各脚が床面又は地面（以下、単に「床面」と称する）から離れたこと及びそれらに接地したことをそれぞれ示すアナログ信号をＣＰＵ４２に出力する。なお本願の中敷センサ１７は、上記中敷６２を用いない場合であっても、例えば図３（Ｃ）に断面図により例示するように、靴下６４の裏と中底６１との間に備えられていてもよいし、或いは図３（Ｄ）に断面図により例示するように、中底６１上と靴下６４との間に備えられていてもよい。また膝関節角度センサ１６は上記膝関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力し、更に股関節角度センサ１５は上記股関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力する。

ここで、実施形態に係る歩行補助装置Ｓにおいて、各脚が床面から離れたこと及びそれに接地したことを図３に例示する中敷センサ１７により検出することとしたのは、中敷６２を用いている場合の患者６０の歩行において、一般に、足裏（踵）が中敷６２から離れるタイミングが、当該脚に履かれている靴の靴裏（床面に接する靴の裏側の面）が床面から離れるタイミングよりも早いという、本願の発明者らによる知見によるものである。このようなタイミング差、即ち足裏が中敷６２から離れるタイミングと靴裏が床面から離れるタイミングとの差があることにより、歩行補助装置Ｓに係る制御動作に余裕が生まれると共に、患者６０の歩行時の感覚により近い制御動作が実現できるのである。

次に、図１乃至図３を用いて説明した構成を備える歩行補助装置Ｓにおける制御パターン生成について、具体的に図４乃至図６を用いて説明する。

まず、歩行補助装置Ｓが患者６０に装着され、制御パターン生成の処理が行われる。

図４に示すように歩行補助装置Ｓは、先ずクラッチ部５１を開放する（ステップＳ１）。具体的に歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、クラッチ部５１を開放し、ＤＣモータ５０からリンク機構部３及びリンク機構部８への駆動力の伝達をそれぞれ遮断する。これによりリンク機構部３及びリンク機構部８が、ＤＣモータ５０の永久磁石等による抵抗力の影響を受けずにフリーに動き、患者６０が脚を動かし易くなる。

次に歩行補助装置Ｓは、それを装着した患者６０が立ち止まった状態から３、４歩程歩いた状態まで移動する間に、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、及び中敷センサ１７からのアナログ信号を取得する（ステップＳ２）。具体的にＣＰＵ４２は先ず、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が立ち止まった状態のとき、股関節角度センサ１５から、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す屈曲角度θ_Ｈ（股関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図６において上から三段目に示す。）を示す股関節角度データを取得する。次に、それを装着した患者６０が３、４歩程歩く状態で、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、及び、中敷センサ１７からのアナログ信号を取得する。具体的にＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から上記角度θ_Ｈを示す股関節角度データを取得し、膝関節角度センサ１６から、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す屈曲角度θ_ｋ（膝関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図６において上から二段目に示す。）を示す膝関節角度データを取得する。またＣＰＵ４２は、中敷センサ１７から、脚が床面６５から離れたこと及びそれらに接地したことを示すアナログ信号（その変化の一例を、図６において最上段に示す。）を取得する。その後ＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度データ、股関節角度データ及び中敷センサ１７からのアナログ信号をＣＰＵ４２内の図示しない記憶部に記憶する。なお、患者６０に動きがあり、データに変動がある場合、ＣＰＵ４２は、各データの平均値を算出して記憶部に記憶する。

ここで、上記屈曲角度θ_Ｈ及び上記屈曲角度θ_ｋについて、図５を用いてより具体的に説明する。先ず患者６０の膝部５の関節部分における上記屈曲角度θ_ｋは、患者６０の大腿部（第一リンク３ａに対応）を基準に測定される。即ち図５に示すように、上記屈曲角度θ_ｋは、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの連結部を中心として、大腿部の中心線を下腿部方向に延長した線と、後方に折り曲げた下腿部の中心線と、の成す角度であり、下腿部を後方に折り曲げた場合に正となる角度である。一方、患者６０の股部９の関節部分における上記屈曲角度θ_Ｈは、患者６０の体幹部（第二リンク８ｂに対応）を基準に測定される。即ち図５に示すように上記屈曲角度θ_Ｈは、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの連結部を中心として、大腿部の中心線と鉛直線との成す角度であり、基準であるその体幹部より患者６０の大腿部が歩行方向の前方にある場合が正であり、歩行方向の後方にある場合が負となる角度である。

次に歩行補助装置Ｓは、取得した中敷センサ１７からのアナログ信号に基づき中敷センサ１７のＯＮ／ＯＦＦを決めるための中敷センサ閾値を決定する（ステップＳ３）。具体的にＣＰＵ４２は、図６に示すように、中敷センサ１７からの出力としてのデータＬ_ＨがＬＯＷからＨＩＧＨになったとするための上記アナログ信号（中敷センサ１７から直接出力されるアナログ信号）に対する閾値（以下、当該閾値を「ＯＮ閾値」と称する）、及び当該データＬ_ＨがＨＩＧＨからＬＯＷになるとする上記アナログ信号に対する閾値（以下、当該閾値を「ＯＦＦ閾値」と称する）を、取得した上記アナログ信号から中敷センサ閾値としてそれぞれ設定する。なお、いわゆるチャタリング防止のため、中敷センサ閾値としての上記ＯＮ閾値と上記ＯＦＦ閾値とは、相互に異なってもよい。

次に歩行補助装置Ｓは、中敷センサ１７からのアナログ信号等に基づき、歩行周期、遊脚期、及び立脚期を特定する（ステップＳ４）。具体的にＣＰＵ４２は、中敷センサ１７のデータＬ_ＨがＨＩＧＨ（脚が床面６５から離れた状態）になった時点から、当該データＬ_ＨがＬＯＷ（脚が床面６５に接地した状態）になった時点を経て、再び当該データＬ_ＨがＨＩＧＨになった時点までの期間（踵の離床時から、次の踵の離床時までの期間）を、歩行周期として特定する。そしてＣＰＵ４２は、当該データＬ_ＨがＨＩＧＨになった時点から、当該データＬ_ＨがＬＯＷになった時点までを遊脚期の期間（踵の離床時から踵の着床時までの時間。図６において、タイミングＴ_１からタイミングＴ_７までの間として例示する。）として特定し、更に当該データＬ_ＨがＬＯＷになった時点から、再び当該データＬ_ＨがＨＩＧＨになった時点までを立脚期の期間（踵の着床時から踵の次の離床時までの時間。図６において、タイミングＴ_７からタイミングＴ_８までの間として例示する。）として特定する。

ここで一般に「立脚期」とは、歩行において左右いずれか一方の脚に患者６０の体重がかかっている期間を示す。また同様に「遊脚期」とは、歩行において当該いずれか一方の脚に患者６０の体重がかかっていない期間（換言すれば、次の立脚期に移行するためにその脚を床面６５から離して（浮かせて）前に移動させている期間）を示す。

次に歩行補助装置Ｓは、膝関節角度のデータのピーク箇所を特定する（ステップＳ５）。具体的にＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度センサ１６からの屈曲角度θ_ｋを示す膝関節角度データが、遊脚期において最大となるピーク箇所θ_ｋｐ（図６参照）及び膝関節部の屈曲角度が最大値になるタイミングＴ_４（図６参照）を特定する。この膝関節部の屈曲角度θ_ｋの最大値は、図５に示すように、患者６０の大腿部を基準とした値であり、膝は最も屈曲した状態となる。なお実施形態に係る歩行補助装置Ｓでは、上記タイミングＴ_４から膝関節部の伸展動作を開始する。そして歩行補助装置Ｓでは、立脚期におけるいわゆる膝折れ（即ち、立脚期において意図せずに患者６０の膝が曲がってしまい、例えば転倒等の危険性が出ること）を防止すべく、当該タイミングＴ_４から図６に例示するタイミングＴ_６を経て立脚期の終了まで（即ち、図６においてタイミングＴ_８として例示するタイミングまで）、膝関節部の伸展動作を継続する。ここでタイミングＴ_６は、膝関節部の伸展動作により、膝関節部が屈曲動作を開始する後述のタイミングＴ_２に相当する第１閾値角度θ_ｋ１にまでその屈曲角度θ_ｋが再び到達するタイミングである。これに加えてＣＰＵ４２は、タイミングＴ_４における股関節部の屈曲角度θ_Ｈを示す股関節角度データを特定する。

次に歩行補助装置Ｓは、上記ステップＳ２からステップＳ５までの処理により取得したデータ等を用いて、本願に係る各閾値角度を設定する（ステップＳ６）。

具体的にＣＰＵ４２は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θ_ｋについての第１閾値角度θ_ｋ１（図６参照）を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第１閾値角度θ_ｋ１は、膝関節角度センサ１６から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θ_ｋであって、後述する膝関節部の屈曲動作の開始を示す膝屈曲開始信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第１閾値角度θ_ｋ１として例えば、膝関節部が、歩き始めの膝が伸びた状態である屈曲角度０°から少し曲がった状態（例えば屈曲角度８°となった状態）の時の当該屈曲角度が、第１閾値角度θ_ｋ１として設定される。なお図６では、屈曲角度θ_ｋが第１閾値角度θ_ｋ１となるタイミングをタイミングＴ_２として示している。一方実施形態に係る歩行補助装置Ｓでは、膝関節部の屈曲角度θ_ｋが上記第１閾値角度θ_ｋ１となったことをトリガとして、股関節部の屈曲動作の開始を示す股屈曲開始信号を出力する。

次にＣＰＵ４２は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θ_ｋについての第２閾値角度θ_ｋ２（図６参照）を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第２閾値角度θ_ｋ２は、膝関節角度センサ１６から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θ_ｋであって、後述する膝関節部の屈曲動作の終了を示す膝屈曲終了信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第２閾値角度θ_ｋ２として例えば、膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θ_ｋｐとなる上記タイミングＴ_４の直前のタイミングＴ_３における膝関節部の屈曲角度θ_ｋが、第２閾値角度θ_ｋ２として設定される。また実施形態に係る歩行補助装置Ｓでは、膝関節部の屈曲角度θ_ｋが上記第２閾値角度θ_ｋ２となったことをトリガとして、股関節部の屈曲動作の終了を示す股屈曲終了信号を出力する。

次にＣＰＵ４２は、実施形態に係る股関節部の伸展動作の開始を示す股伸展開始信号を出力するためのタイミングＴ_５を設定する。このタイミングＴ_５は、上記タイミングＴ_４から時間ｔ_４だけ遅延させたタイミングである。

なお上記第１閾値角度θ_ｋ１及び第２閾値角度θ_ｋ２並びに上記時間ｔ_４それぞれの具体的な値は、患者６０の個癖等により異なってくるため、患者６０本人又は理学療法士等により、その患者６０に合わせて経験的に設定されるのが望ましい。この場合、各閾値角度及び時間ｔ_４は操作部４１を介して設定／変更が可能とされている。

次に歩行補助装置Ｓは、上記ステップＳ６において設定された各閾値角度及び時間ｔ_４に基づき、駆動信号を用いたＤＣモータ５０の制御パターンにおいて、実施形態に係る上記膝屈曲開始信号、上記膝屈曲終了信号、上記膝伸展開始信号及び上記膝伸展終了信号を、それぞれ設定する（ステップＳ７）。なおこの場合の膝伸展終了信号は、実施形態に係る膝関節部の（継続中の）伸展動作を終了させるための信号であって、図６に例示するタイミングＴ_８において出力される信号である。

次に歩行補助装置Ｓは、膝関節制御用の駆動信号の制御パターンを生成する（ステップＳ８）。具体的にＣＰＵ４２は、膝関節部を動作させるＤＣモータ５０におけるＰＷＭ（Pulse Width Modulation）のデューティ比Ｎ_ｐ及びその駆動電流Ｎ_ｖが、それぞれ図６に示すように時間軸に沿って変化するように当該ＤＣモータ５０を駆動するための上記駆動信号を生成する。そしてＣＰＵ４２は、生成された制御パターン（駆動信号）を、上記図示しない記憶部に記憶する。

次に歩行補助装置Ｓは、上記ステップＳ６乃至ステップＳ８の処理に基づき、駆動信号を用いたＤＣモータ５０の制御パターンにおいて、実施形態に係る上記股屈曲開始信号、上記股屈曲終了信号、上記股伸展開始信号及び上記股伸展終了信号を、それぞれ設定する（ステップＳ９）。より具体的にＣＰＵ４２は、股屈曲開始信号については上述したように、膝関節部の屈曲角度θ_ｋが上記第１閾値角度θ_ｋ１となったことをトリガとして出力されるように当該股屈曲開始信号を設定する。またＣＰＵ４２は、股屈曲終了信号については上述したように、膝関節部の屈曲角度θ_ｋが上記第２閾値角度θ_ｋ２となったことをトリガとして出力されるように当該股屈曲終了信号を設定する。更にＣＰＵ４２は、股伸展開始信号については上述したように、上記タイミングＴ_４から時間ｔ_４だけ遅延させたタイミングＴ_５において出力されるように、股関節部の屈曲角度θ_Ｈに基づいて当該股伸展開始信号を設定する。最後にＣＰＵ４２は、股伸展終了信号については、踵の着床時であるタイミングＴ_７において出力されるように当該股伸展終了信号を設定する（図６参照）。

次に歩行補助装置Ｓは、股関節制御用の駆動信号の制御パターンを生成する（ステップＳ９Ａ）。具体的にＣＰＵ４２は、股関節部を動作させるＤＣモータ５０におけるＰＷＭのデューティ比Ｃ_ｐ及びその駆動電流Ｃ_ｖが、それぞれ図６に示すように時間軸に沿って変化するように当該ＤＣモータ５０を駆動するための上記駆動信号を生成する。そしてＣＰＵ４２は、生成された制御パターン（駆動信号）を、上記図示しない記憶部に記憶する。

次に、歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作について、図７を用いて説明する。

歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作においてＣＰＵ４２は、駆動信号の制御パターンを上記記憶部から読み出し（ステップＳ１０）、その制御パターンに従い、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０の動作を補助する。

即ちＣＰＵ４２は、動作の補助が開始されると、例えば、患者６０の片方の脚（例えば、右脚）の中敷センサ１７のデータＬ_Ｈが上記ＯＮ閾値以上となったか否かを監視している（ステップＳ１１）。ステップＳ１１の監視において当該データＬ_ＨがＯＮ閾値以上となっていない場合（ステップＳ１１；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま監視を継続し、患者が右脚を上げることで右足駆動系Ｒの中敷センサ１７のデータＬ_ＨがＯＮ閾値以上になったとき（ステップＳ１１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、駆動信号の制御パターンに従い、ＰＷＭのデューティ比を一定値（例えば＋３０％）として右足駆動系ＲのＤＣモータ５０を正転のアイドリング（空転）状態とする（ステップＳ１２）。これと並行してＣＰＵ４２は、膝関節角度センサ１６からの屈曲角度θ_ｋを示す膝関節角度データ及び股関節角度センサ１５からの屈曲角度θ_Ｈを示す股関節角度データのモニタを開始する（ステップＳ１２）。

次にＣＰＵ４２は、上記膝関節角度データの値が上記第１閾値角度θ_ｋ１となったか否かを監視する（ステップＳ１３）。ステップＳ１３の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θ_ｋ１となっていない間（ステップＳ１３；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続き当該監視を継続する。一方ステップＳ１３の監視において膝関節角度データの値が第１閾値角度θ_ｋ１となった場合、即ち上記タイミングＴ_２が到来した場合（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号に対応する膝屈曲開始信号及び股屈曲開始信号をそれぞれＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０が正転し始める（ステップＳ１４）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者６０の右脚の膝及び股が屈曲され始める。

次にＣＰＵ４２は、駆動信号に従ったＤＣモータ５０の駆動中において、上記膝関節角度データの値が上記第２閾値角度θ_ｋ２となったか否かを監視する（ステップＳ１５）。ステップＳ１５の監視において膝関節角度データの値が第２閾値角度θ_ｋ２となっていない間（ステップＳ１５；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続きＤＣモータ５０の駆動を継続する。一方ステップＳ１５の監視において膝関節角度データの値が第２閾値角度θ_ｋ２となった場合、即ち上記タイミングＴ_３が到来した場合（ステップＳ１５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は上記駆動信号に対応する膝屈曲終了信号及び股屈曲終了信号をそれぞれＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０の回転数が正転のまま落ち始める（ステップＳ１６）。そして、患者６０の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。その後ＣＰＵ４２は、例えば膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θ_ｋｐとなる上記タイミングＴ _４ においてＰＷＭのデューティ比を０として膝関節部及び股関節部の屈曲動作を完全に終了させる。

次にＣＰＵ４２は、上記膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θ_ｋｐとなったか否かを監視する（ステップＳ１７）。ステップＳ１７の監視において膝関節角度データの値がピーク箇所θ_ｋｐとなっていない間（ステップＳ１７；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続き当該監視を継続する。一方ステップＳ１７の監視において膝関節角度データの値がピーク箇所θ_ｋｐとなった場合、即ち上記タイミングＴ_４が到来した場合（ステップＳ１７；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号に対応する膝伸展開始信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０が逆転し始める（ステップＳ１８）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者６０の右脚の膝が伸展され始める。

次にＣＰＵ４２は、駆動信号に従ったＤＣモータ５０の駆動中において、股関節部の屈曲角度θ_ＨがタイミングＴ_４に対応する当該股関節部の屈曲角度に至ったのち上記時間ｔ_４が経過したか否か、即ち上記タイミングＴ_５が到来したか否かを監視する（ステップＳ１９）。ステップＳ１９の監視においてタイミングＴ_５が到来していない間（ステップＳ１９；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は引き続き当該監視を継続する。一方ステップＳ１９の監視においてタイミングＴ_５が到来した場合（ステップＳ１９；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号に対応する股伸展開始信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０が回転し始める（ステップＳ２０）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者６０の右脚の股が伸展され始める。

次にＣＰＵ４２は、駆動信号に従ったＤＣモータ５０の駆動中において、中敷センサ１７のデータＬ_Ｈが上記ＯＦＦ閾値以下となったか否か（即ち、上記タイミングＴ_７が到来したか否か）を監視している（ステップＳ２１）。ステップＳ２１の監視において当該データＬ_ＨがＯＦＦ閾値以下となっていない場合（ステップＳ２１；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま監視を継続し、患者６０が右脚を床面６５に着けることで右足駆動系Ｒの中敷センサ１７のデータＬ_ＨがＯＦＦ閾値以下になったとき（ステップＳ２１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号に対応する股伸展終了信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０の回転数が逆転のまま落ち始める（ステップＳ２２）。そして、患者６０の右脚の股にかかる駆動力が減少し始め、股関節部の伸展動作が終了する。なおこの間でも、膝関節部に対する伸展動作は継続されている。

次にＣＰＵ４２は、駆動信号に従ったＤＣモータ５０の駆動により膝関節部の伸展動作の継続中において、中敷センサ１７のデータＬ_Ｈが再度上記ＯＮ閾値以上となったか否か（即ち、上記タイミングＴ_８が到来したか否か）を監視している（ステップＳ２３）。ステップＳ２３の監視において当該データＬ_ＨがＯＮ閾値以上となっていない場合（ステップＳ２３；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま監視を継続し、患者６０が右脚を上げることで右足駆動系Ｒの中敷センサ１７のデータＬ_Ｈが再度ＯＮ閾値以上になったとき（ステップＳ２３；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号に対応する膝伸展終了信号をＤＣモータ５０に出力し、これにより当該駆動信号に従ってＤＣモータ５０の回転数が逆転のまま落ち始め（ステップＳ２４）、膝関節部の伸展動作が終了する。

その後ＣＰＵ４２は、例えば操作部４１における操作等を確認することにより右脚についての補助を終了するか否かを判定し（ステップＳ２５）、継続する場合は（ステップＳ２５；ＮＯ）上記ステップＳ１３の処理に移行し、終了する場合は（ステップＳ２５；ＹＥＳ）そのまま当該補助を終了させる。

なお、左足駆動系Ｌが装着されている場合には、歩行補助装置Ｓは、左足駆動系Ｌに関しても同様の制御を行う。

以上説明したように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓの制御動作によれば、膝関節部のピーク箇所θ_ｋｐに対応した股関節部の屈曲角度に対応したタイミングから股関節部における伸展動作の補助を開始するので、補助すべき患者６０の運動に対応した状態で股関節の伸展動作を補助することができる。

また、駆動ユニット１０等が装着されている脚の踵が床面６５に着いたことが検出されたタイミングに対応したタイミングＴ_７において股関節部における伸展動作の補助を終了するので、患者６０の運動により対応した状態で股関節の伸展動作を補助することができる。このとき、当該踵が床面６５についたことが検出されたタイミングにおいて股関節部における伸展動作の補助を終了する場合は、患者６０の運動により対応した状態で股関節の伸展動作を補助することができる。

更に、当該脚の膝関節部における屈曲動作の補助が開始されるタイミングに対応するタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が開始されるので、患者６０の運動により対応した状態で股関節の屈曲動作を補助することができる。このとき、当該膝関節部における屈曲動作の補助が開始されるタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が開始する場合は、患者６０の運動により対応した状態で股関節の屈曲動作を補助することができる。

更にまた、当該脚の膝関節部における屈曲動作の補助が終了されるタイミングに対応するタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が終了されるので、患者６０の運動により対応した状態で股関節の屈曲動作を補助することができる。このとき、当該膝関節部における屈曲動作の補助が終了されるタイミングにおいて股関節部における屈曲動作の補助が終了される場合は、患者６０の運動により対応した状態で、股関節の屈曲動作を補助することができる。

また、当該脚の踵が床面６０に着いていることが検出されている期間に対応した期間において膝関節部の伸展動作の補助を継続するので、いわゆる膝折れを防止して安全に患者６０の運動を補助することができる。

なお上述した実施形態では、図６に示すタイミングＴ_７において股関節部の伸展動作を終了させることとしたが、これ以外に、股関節角度センサ１５からの屈曲角度θ_Ｈを示す股関節角度データの変化率が所定の閾値以上である期間については股関節部の伸展動作の補助を継続し、当該変化率が下がった以降、漸次、当該補助を終了させるように構成することもできる。

また上述した実施形態では、膝疾患を有する患者６０の回復訓練等としての歩行を補助する歩行補助装置Ｓに対して本発明を適用した場合について説明したが、これ以外に、回復訓練等との一環としての駆け足等の移動を補助する移動補助装置に対して本発明を適用することもできる。

また、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１１）による一歩分の補助動作の終了後に、患者６０のいずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１２）による次の一歩分の補助動作を開始するように、各駆動ユニット１０を制御するようにしてもよい。この場合には、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０による次の一歩分の補助動作を開始するので、両脚の駆動ユニット１０が同時に補助動作を開始することに起因して患者６０に発生する危険性を回避することができる。

更に、図４及び図７に示すフローチャートに対応するプログラムをフレキシブルディスク、コンパクトディスク又はハードディスク等の記録媒体に記録しておき、又はインターネット等のネットワークを介して取得して記憶しておき、それを汎用のマイクロコンピュータで読み出して実行することにより、当該マイクロコンピュータを実施形態に係るＣＰＵ４２として動作させることも可能である。

以上それぞれ説明したように、本発明は動作補助装置の分野に利用することが可能であり、特に患者６０の歩行又は駆け足等の回復訓練等を補助する動作補助装置の分野に適用すれば特に顕著な効果が得られる。

３、８ リンク機構部
３ａ、８ａ 第一リンク
３ｂ、８ｂ 第二リンク
４ 上部脚当て
５ 膝部
６ 固定具
７ 下部脚当て
９ 股部
１０、１１、１２ 駆動ユニット
１０ａ 筐体
１０ｂ 孔部
１５ 股関節角度センサ
１６ 膝関節角度センサ
１７ 中敷センサ
２０ 通信ユニット
２１ ケーブル
２２ 中継ボックス
２３ ベルト
２５ 通信ヘッド
４０ 表示部
４１ 操作部
４２ ＣＰＵ
５０ ＤＣモータ
５１ クラッチ部
５２ ギア部
６０ 患者
６１ 中底
６２ 中敷
６３ 右足（左足）
６４ 靴下
６５ 床面
Ｓ 歩行補助装置
Ｒ 右足駆動系
Ｌ 左足駆動系

Claims (5)

1. 運動中における被補助者の動作を補助する動作補助装置において、
   前記被補助者の脚の股関節部に装着されており、前記運動に伴う当該股関節部の動作を補助する補助手段と、
   前記股関節部の屈曲角度である股関節角度を検出する股関節角度検出手段と、
   前記脚の膝関節部の屈曲角度が最大となるタイミングにおける前記股関節角度として前記被補助者に合わせて予め決められた閾値角度を示す閾値角度情報を記憶する記憶手段と、
   前記検出された股関節角度が前記記憶されている閾値角度情報により示される前記閾値角度となったタイミングから前記被補助者に合わせて予め決められた遅延時間だけ遅延させたタイミングから前記股関節部における伸展動作の補助を開始させるように、前記補助手段を制御する制御手段と、
   前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記被補助者が歩行する歩行面に前記脚の踵がついたことを検出する踵状態検出手段と、
   を備え、
   前記制御手段は、前記踵が前記歩行面についたことが検出されたタイミングにおいて前記股関節部における伸展動作の補助を終了させるように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。
2. 請求項１に記載の動作補助装置において、
   前記制御手段は、前記補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が開始されるタイミングにおいて前記股関節部における屈曲動作の補助を開始させるように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。
3. 請求項１又は請求項２に記載の動作補助装置において、
   前記制御手段は、前記補助手段が装着されている脚の膝関節部における屈曲動作の補助が終了されるタイミングにおいて前記股関節部における屈曲動作の補助を終了させるように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。
4. 請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、
   前記脚の膝関節部に装着されており、前記運動に伴う当該膝関節部の伸展動作を補助する第２補助手段を更に備え、
   前記制御手段は、前記踵が前記歩行面についていることが検出されている期間に対応した期間において前記伸展動作の補助を継続するように、前記第２補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記制御手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段として機能させることを特徴とする動作補助制御用プログラム。