KR20070092312A

KR20070092312A - 장착식 동작 보조장치 및 제어용 프로그램

Info

Publication number: KR20070092312A
Application number: KR1020077017251A
Authority: KR
Inventors: 요시유키 산카이
Original assignee: 요시유키 산카이
Priority date: 2005-01-26
Filing date: 2005-11-22
Publication date: 2007-09-12
Also published as: US20110004322A1; EP1842518B1; ATE526000T1; RU2007132169A; CN101111211A; JP4178187B2; US8932241B2; JP2006204426A; WO2006080134A1; DK1842518T3; CA2596346A1; KR100904937B1; US20150150747A1; EP2392305B1; DK2392305T3; EP1842518A4; EP2392305A1; EP1842518A1; US9427373B2; US7857774B2

Abstract

본 발명의 동작 보조장치는, 장착자로부터의 생체신호를 검출하는 생체신호 검출수단과, 장착자의 각 관절을 회전축으로 하여 작용하는 토크를 당해 장착자에 대하여 부여하는 구동원을 가진 동작 보조 장착기구와, 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호에 따른 토크를 발생하도록 구동원을 제어하는 제어수단과, 구동원이 발생한 구동 토크를 추정하는 구동 토크 추정수단과, 관절의 각 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과, 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크 및 관절 각도 검출수단에 의해 검출된 각 변위를, 장착자 고유의 동력학 파라미터를 포함하여 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식에 대입함으로써, 당해 동력학 파라미터를 동정하는 파라미터 동정수단을 구비하며, 제어 수단은, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 대입한 운동 방정식에 기초하여, 소정의 제어 방법에 따라서 구동원을 제어한다.

Description

장착식 동작 보조장치 및 제어용 프로그램{WEARING -TYPE MOTION ASSISTANCE DEVICE AND PROGRAM FOR CONTROL}

본 발명은 장착식 동작 보조장치에 관한 것으로서, 특히 장착자의 동작을 보조 또는 대행하는 장착식 동작 보조장치 및 제어용 프로그램의 개량에 관한 것이다.

근력(筋力)이 손실된 신체 장해자 또는 근력이 쇠한 고령자에 있어서는, 통상의 건강한 사람이라면 간단하게 행할 수 있는 동작이라도 매우 곤란한 경우가 많다. 이 때문에, 근래에는 이러한 사람들의 동작을 보조 또는 대행하기 위하여, 여러 가지의 파워어시스트 장치의 개발이 진행되고 있다.

이러한 파워어시스트 장치로서는, 예컨대 이용자(이하, "장착자"라고 함)에게 장착되는 장착식 동작 보조장치(이하, 단순히 "동작 보조장치"라고 함)가 있다. 이러한 종류의 동작 보조장치로서는, 장착자의 근(筋) 활동에 따르는 근 전위(電位) 신호를 검출하는 근전위센서(생체신호 검출수단)과, 장착자의 각 관절의 각(角) 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과, 장착자에게 보조력(어시스트힘)으로서의 토크를 부여하는 구동 모터 등의 구동원과, 상기 구동원을 제어하는 제어수단을 구비한 것이 개발되고 있다(예컨대, 비특허문헌 1).

이러한 동작 보조장치에서는, 근전위센서에 의한 검출 결과와, 관절 각도 검출 수단에 의한 검출 결과에 기초하여 제어수단이 구동 모터를 적절하게 제어함으로써, 장착자의 의사에 따라, 그리고 현 동작에 적합한 토크를 당해 장착자에게 부여가능하며, 그 실현이 기대되고 있다.

[비특허 문헌 1] Takao Nakai, Suwoong Lee, Hiroaki Kawamoto and Yoshiyuki Sankai, "Development of Power Assistive Leg for Walking Aid using EMG and Linux, "Second Asian Symposium on Industrial Automation and Robotics, BITECH, Bangkok, Thailand, May 17-18, 2001

그런데, 상술한 동력 보조장치에서는, 처음 당해 장착자에 장착시켜 초기 설정을 행할 때에는 동력 보조장치 자신의 동력학 파라미터, 예컨대, 중량, 관성 모멘트 및 점성(粘性) 계수가 기지(旣知)의 값임에도 불구하고, 장착자의 동력학 파라미터가 개인차 등의 변동 요인에 의해 미지(未知)의 값이기 때문에, 보조력으로서의 토크가 초기 설정시의 동력학 파라미터에 기초하여 발생됨으로써, 장착자에 따라서는 충분한 효과가 얻어지지 않을 우려가 있다.

또한, 신체 장해자의 기능회복 훈련이나, 근력이 쇠한 사람의 보행 훈련 등을 행하는 시설 등에서 복수의 장착자에 대하여 1대의 동력 보조장치를 교대로 장착시키는 것과 같은 경우에는, 예컨대 제어계 설정시에 상정한 장착자의 체격과 실제로 장착되는 각 장착자의 체격이 크게 상이한 때가 있다. 이와 같은 경우에는, 장착자의 동력학 파라미터의 설정값과 실제의 값이 부정합(不整合)으로 되어, 본래 적절한 보조력이 장착자에 따라서는 과소 또는 과잉으로 될 우려가 있다.

이와 같은 문제점은, 장착자마다 전용의 동력 보조장치를 준비하면, 용이하게 해소할 수 있는 것처럼 생각될지도 모른다. 그러나, 해부(解剖) 등의 물리적인 손상을 주지 않고 장착자의 동력학 파라미터를 동정(同定)하는 것은 극히 곤란하며, 게다가, 동일한 장착자라도 몸의 상태나, 착의(着衣) 등의 변동 요인에 의해 동력학 파라미터가 변동할 우려가 있으므로, 부당하다고 하지 않을 수 없다. 따라서, 상술한 동력 보조장치에서는 각종의 제어 방법을 구사(驅使)하며, 장착자의 의사에 따르며 현 동작에 적합한 토크를 당해 장착자에 부여하려고 하여도, 충분한 효과를 얻을 수 없는 케이스가 발생한다고 하는 문제가 있다.

그래서, 본 발명은, 상기 실정을 감안하여, 장착자의 개인차나 몸 상태 등의 변동 요인에 따르지 않고, 제어 방법에 따른 효과를 발휘하는 것이 가능한 장착식 동작 보조장치 및 제어용 프로그램을 제공하는 것을 과제로 한다.

본 발명은, 상기 과제를 해결하기 위하여, 이하와 같은 수단을 가진다.

상기 청구항 1에 기재된 발명은, 장착자로부터의 생체신호를 검출하는 생체신호 검출수단과, 장착자의 각 관절을 회전축으로 하여 작용하는 토크를 상기 장착자에 대하여 부여하는 구동원을 가진 동작 보조 장착기구와, 상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호에 따른 토크를 발생하도록 상기 구동원을 제어하는 제어수단을 가지는 장착식 동작 보조장치로서, 상기 구동원이 발생한 구동 토크를 추정하는 구동 토크 추정수단과, 상기 관절의 각(角) 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과, 상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크 및 상기 관절 각도 검출수단에 의해 검출된 각 변위를, 장착자 고유의 동력학 파라미터를 포함하여 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식에 대입함으로써, 상기 동력학 파라미터를 동정하는 파라미터 동정(同定)수단을 구비하고, 상기 제어수단은, 상기 파라미터 동정 수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 대입한 상기 운동 방정식에 기초하여, 소정의 제어방법에 따라 상기 구동원을 제어하는 것을 특징으로 한다.

청구항 2에 기재된 발명은, 장착자로부터의 생체신호를 검출하는 생체신호 검출수단과, 장착자의 관절을 회전축으로 하여 작용하는 토크를 상기 장착자에 대하여 부여하는 구동원을 가진 동작 보조 장착기구와, 상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호에 따른 토크를 발생하도록 상기 구동원을 제어하는 제어수단을 가지는 장착식 동작 보조장치로서, 상기 구동원이 발생한 구동 토크를 추정하는 구동 토크 추정수단과, 상기 관절의 각 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과, 상기 구동원이 발생한 구동 토크와 장착자의 근력에 의한 근(筋) 토크가 합성된 관절 토크를 추정하는 관절 토크 추정수단과, 상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크와 상기 관절 토크 추정수단에 의해 추정된 관절 토크와의 관계에 기초하여, 장착자가 발생한 근 토크 또는 근력을 추정하는 근 토크 추정수단과, 상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크, 상기 관절 각도 검출수단에 의해 검출된 각 변위 및 상기 근 토크 추정수단에 의해 추정된 근 토크를, 장착자 고유의 동력학 파라미터를 포함하여 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식에 대입함으로써, 상기 동력학 파라미터를 동정하는 파라미터 동정수단을 구비하고, 상기 제어 수단은, 상기 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 대입한 상기 운동 방정식에 기초하여, 소정의 제어 방법에 따라서 상기 구동원을 제어하는 것을 특징으로 한다.

청구항 3에 기재된 발명은, 상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호와, 상기 근 토크 추정수단에 의해 추정된 근 토크 또는 근력과의 대응 관계가 미리 설정된 것으로 되도록, 양자 간의 게인(gain)을 조정하는 캘리브레이션 수단을 더 구비하는 것을 특징으로 한다.

청구항 4에 기재된 발명은, 상기 생체신호 검출수단이, 장착자의 피부(皮膚)상에 접착된 상태로 사용되며, 상기 장착자의 근전위를 상기 생체신호로서 검출하는 것을 특징으로 한다.

청구항 5에 기재된 발명은, 상기 동작 보조 장착기구가, 허리벨트와, 상기 허리벨트의 우측부로부터 하방에 설치된 오른쪽다리 보조부와, 상기 허리벨트의 좌측부로부터 하방에 설치된 왼쪽다리 보조부를 가지고 있으며, 상기 오른쪽다리 보조부 및 왼쪽다리 보조부는, 상기 허리벨트를 지지하도록 하방으로 연장하여 있는 제1 프레임과, 상기 제1 프레임에서 하방으로 연장하여 있는 제2 프레임과, 상기 제2 프레임에서 하방으로 연장하여 있는 제3 프레임과, 상기 제3 프레임의 하단에 설치되며, 장착자의 다리의 안쪽(裏)이 놓이는 제4 프레임과, 상기 제1 프레임의 하단과 상기 제2 프레임의 상단과의 사이에 개재하는 제1 관절과, 상기 제2 프레임의 하단과 상기 제3 프레임의 상단과의 사이에 개재하는 제2 관절을 가지는 것을 특징으로 한다.

청구항 6에 기재된 발명은, 상기 제1 관절이 장착자의 고관절(股關節)과 일치하는 높이 위치에 설치되는 동시에, 상기 제2 프레임을 회전시키도록 구동력을 전달하는 제1의 구동원과, 장착자의 고관절의 각 변위를 검출하는 제1 관절 각도 검출수단을 가지며, 상기 제2 관절이 장착자의 무릎(膝, knee) 관절과 일치하는 높이 위치에 설치되는 동시에, 상기 제3 프레임을 회동시키도록 구동력을 전달하는 제2 구동원과, 장착자의 무릎 관절의 각 변위를 검출하는 제2의 관절 각도 검출수단을 가지는 것을 특징으로 한다.

청구항 7에 기재된 발명은, 상기 제어수단이, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 중력 보상(重力補償) 및 관성(慣性) 보상 중 적어도 어느 한쪽의 보상을 행하는 제어방법에 따르는 것을 특징으로 한다.

청구항 8에 기재된 발명은, 상기 제어수단이, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 임피던스 제어방법을 따르는 것을 특징으로 한다.

청구항 9에 기재된 발명은, 상기 청구항 7에 기재된 제어방법을, 상기 제어수단으로서의 컴퓨터로 실행시키는 것을 특징으로 하는 제어용 프로그램이다.

청구항 10에 기재된 발명은, 상기 청구항 8에 기재된 제어방법을, 상기 제어수단으로서의 컴퓨터로 실행시키는 것을 특징으로 하는 제어용 프로그램이다.

본 발명에 의하면, 장착자에 장착된 상태에 있어서 상기 장착자 고유의 동력학 파라미터를 파라미터 동정수단에 의해 동정하고, 상기 동정한 동력학 파라미터를 대입한 운동 방정식에 기초하여 제어수단에 의해 구동원을 제어할 수 있으므로, 장착자의 개인차나 몸 상태 등의 변동 요인에 의하지 않고, 상기 제어수단이 이용하는 제어방법에 따른 효과를 발휘할 수 있다.

또한, 본 발명에 의하면, 근 토크 추정수단에 의해 추정된 근 토크 또는 근력을 대입한 운동 방정식에 기초하여 제어수단에 의해 구동원을 제어할 수 있으므로, 장착자로부터 근력이 발생하고 있는 상태에 있어서도 동력학 파라미터를 동정할 수 있어, 상기 동력학 파라미터를 동정하기 위한 대기 시간을 장착자에게 필요로 하지 않으며, 상기의 효과를 발휘할 수 있다.

또, 본 발명에 의하면, 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호와, 근 토크 추정수단에 의해 검출된 근 토크 또는 근력과의 대응 관계가 미리 설정된 것으로 되도록, 양자 간의 게인을 조정하는 캘리브레이션 수단을 더 구비하므로, 상기 생체신호 검출수단으로부터의 검출결과에 감도(感度) 불량이나 감도 과잉이 발생하는 사태를 미연에 방지할 수 있다. 이 결과, 장착자의 동력학 파라미터의 동정 정밀도가 저하하는 사태를 방지할 수 있는 동시에, 구동원이 발생하는 보조력이 과소(過小) 또는 과대가 되는 사태를 방지할 수 있다.

또한, 본 발명에 의하면, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 중력 보상 및 관성 보상 중 적어도 어느 한쪽의 보상을 행하는 제어수단을 구비하므로, 동작 보조장치 자체의 무게가 장착자에 부담으로 되는 사태나, 동작 시에 있어서 동작 보조장치 자체의 관성이 장착자에게 위화감을 주는 사태를 억제할 수 있다.

또, 본 발명에 의하면, 파라미터 동정 수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 임피던스 제어방법을 따르는 제어수단을 구비하므로, 예컨대 외관상의 관성이나 점성 등을 작게 하여 가뿐한 동작을 실현한다고 하는 임피던스 제어 특유의 효과를 나타내는 것이 가능하게 된다.

도 1은, 본 발명에 관한 장착식 동작 보조장치의 일실시예의 제어계 시스템을 나타내는 블럭도이다.

도 2는, 본 발명으로 되는 장착식 동작 보조장치의 일실시예가 장착된 상태를 앞쪽에서 본 사시도이다.

도 3은, 본 발명으로 되는 장착식 동작 보조장치의 일실시예가 장착된 상태를 뒤쪽에서 본 사시도이다.

도 4는, 동작 보조 장착기구(18)의 좌측면도이다.

도 5는, 동작 보조 장착기구(18)의 배면도이다.

도 6은, 제어장치(100)가 실행하는 제어 처리의 수순(手順)을 설명하기 위한 흐름도이다.

도 7a는, 수학적 모델의 각 요소를 나타내는 도면이며, 동작 보조 장착기구(18)가 장착된 장착자(12)의 다리를 측면에서 본 측면도이다.

도 7b는, 수학적 모델의 각 요소를 나타내는 도면이며, 장착자(12)의 다리에 대응시켜 각 요소를 모식적으로 나타내는 도면이다.

도 8a는, 구동원(140)에 의한 보조력과 장착자(12)의 근력과의 작용을 나타내는 도면이며, 구동원(140)의 구동 토크(Te)와 장착자(12)의 근 토크(Tm)와의 합력이 관절 모멘트(△T)로서 작용하는 것을 나타내는 계통(系統)도이다.

도 8b는, 구동원(140)에 의한 보조력과 장착자(12)의 근력과의 작용을 나타 내는 도면이며, 무릎 관절을 중심으로 다리를 상방(또는 전방)으로 회동시키는 경우에 작용하는 각 토크를 모식적으로 나타내는 도면이다.

도 9a는, 동작 보조 장착기구(18)가 장착자(12)에 장착되었을 때에 실행되는 파라미터 수정 처리를 나타내는 도면이며, 파라미터 동정부(160)에서 행해지는 파라미터 동정처리의 수순을 나타내는 흐름도이다.

도 9b는, 동작 보조 장착기구(18)가 장착자(12)에 장착되었을 때에 실행되는 파라미터 수정 처리를 나타내는 도면이며, 관절 토크 추정수단(152)에서 행해지는 관절 토크를 추정하는 토크 추정처리의 수순을 나타내는 흐름도이다.

도 10a는, 파라미터 동정처리를 행한 때의 미지 파라미터(Pu)를 포함하는 동력학 파라미터의 과도(過渡) 응답의 실험 데이터로, 관성 모멘트의 수속(收束) 패턴을 나타내는 그래프이다.

도 10b는, 파라미터 동정처리를 행한 때의 미지 파라미터(Pu)를 포함하는 동력학 파라미터의 과도 응답의 실험 데이터로, 중력 모멘트의 수속 패턴을 나타내는 그래프이다.

도 10c는, 파라미터 동정처리를 행한 때의 미지 파라미터(Pu)를 포함하는 동력학 파라미터의 과도 응답의 실험 데이터로, 점성계수의 수속 패턴을 나타내는 그래프이다.

도 11은, 장착자(12)로서의 피험자(被驗者) A,B,C의 각각에 대하여 동일 조건하에서 동정 실험을 행한 경우의 실험 결과를 나타내는 도표이다.

도 12a는, 본 실시예의 파라미터 동정처리에 의한 동정 정밀도의 일예를 나 타내는 실험 데이터로, 보행 동작에 따르는 고관절의 관성 모멘트의 동정 정밀도를 나타내는 그래프이다.

도 12b는, 본 실시예의 파라미터 동정처리에 의한 동정 정밀도의 일예를 나타내는 실험 데이터로, 보행 동작에 따르는 무릎 관절의 관성 모멘트의 동정 정밀도를 나타내는 그래프이다.

도 13은, 캘리브레이션부(158)에서 행해지는 캘리브레이션의 수순을 나타내는 흐름도이다.

도 14a는, 제어 없는(어시스트하지 않고) 무릎 관절 각도 변화를 나타내는 그래프이다.

도 14b는, 제어 없는(어시스트하지 않고) 근 전위 변화를 나타내는 그래프이다.

도 14c는, 제어 없는(어시스트하지 않고) 왜곡 게이지 출력변화를 나타내는 그래프이다.

도 15a는, PD제어에 의한 어시스트의 무릎 관절 각도 변화를 나타내는 그래프이다.

도 15b는, PD제어에 의한 어시스트의 근 전위 변화를 나타내는 그래프이다.

도 15c는, PD제어에 의한 어시스트의 왜곡 게이지 출력변화를 나타내는 그래프이다.

도 16a는, PD제어+하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 무릎 관절 각도 변화를 나타내는 그래프이다.

도 16b는, PD제어+하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 근 전위 변화를 나타내는 그래프이다.

도 16c는, PD제어+하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 왜곡 게이지 출력변화를 나타내는 그래프이다.

- 부호의 설명 -

10 동작 보조장치

12 장착자

20 오른쪽 대퇴(右腿) 구동모터

22 왼쪽 대퇴(左腿) 구동 모터

24 오른쪽 무릎 구동 모터

26 왼쪽 무릎 구동 모터

30 허리 벨트

32, 34 배터리

36 제어 백

38a, 38b, 40a, 40b, 42a, 42b, 44a, 44b 근전위 센서

45, 46 힘 센서

50a, 50b, 52a, 52b 반력 센서

54 오른쪽다리 보조부

55 왼쪽다리 보조부

56 제1 프레임

58 제2 프레임

60 제3 프레임

62 제4 프레임

64 제1 관절

66 제2 관절

70, 72, 74, 76 각도 센서

78 제1 체결벨트

80 제2 체결벨트

84 뒤꿈치(踵) 받침부

100 제어장치

140 구동원

142 관절 각도 검출수단

144 생체신호 검출수단

146 상대력 검출수단

150 구동 토크 추정수단

152 관절 토크 특정수단

153 근 토크 추정수단

154 데이터 입력부

156 데이터 저장부

158 캘리브레이션부

160 파라미터 동정부

162 데이터 출력부

200 제어부

이하, 도면과 함께 본 발명의 일 실시예에 대하여 설명한다.

도 1은, 본 발명에 관한 장착식 동작 보조장치의 일실시예에 적용된 제어계 시스템을 나타내는 블럭도이다.

도 1에 나타내는 바와 같이, 동작 보조장치(10)는, 장착자(12)에 대하여 보조력을 부여하는 구동원(140)과, 장착자(12)의 각 관절의 각(角) 변위(θ)를 검출하는 관절 각도 검출수단(142)과, 장착자(12)가 발생하는 근력에 따른 근전위(생체신호)를 검출하는 생체신호 검출수단(144)과, 동작 보조장치(10)에 작용하는 상대력(△F)을 검출하는 상대력 검출수단(146)을 구비하고 있다. 여기서 말하는 보조력은, 동작 보조 장착기구(18)(도 2, 도 3을 참조)에서의 각 관절(장착자(12)의 무릎 관절 및 고관절의 각각에 상당)을 회전축으로 하여 작용하는 토크를 생성하는 힘이며, 어시스트 토크라고도 할 수 있는 것이다. 또, 상대력 검출수단(146)은, 동작 보조 장착기구(18)의 프레임에 작용하는 힘, 즉 구동원(140)이 발생하는 힘과 장착자(12)의 근력과의 관계에서 상대적으로 결정되는 힘을 검출하는 것이다.

또한, 동작 보조장치(10)는, 전력 증폭수단(141)을 통하여 구동원(140)을 구동 제어하는 제어장치(100)를 구비하고 있다. 제어장치(100)는 구동 토크 추정수단(150), 관절 토크 추정수단(152), 근 토크 추정수단(153), 데이터 입력부(154), 데이터 저장부(156), 캘리브레이션부(158), 파라미터 동정부(파라미터 동정수단)(160), 제어부(200) 및 데이터 출력부(162)를 구비하고 있다.

구동 토크 추정수단(150)은, 구동원(140)이 발생한 구동 토크(Te)를 추정하는 것으로, 예컨대 구동원(140)에 공급되는 전류값을 검출하고, 이 전류값을 구동원(140)에 고유로 되는 토크 정수(定數)에 곱함으로써 구동 토크(Te)의 추정을 행하는 것을 적용할 수 있다. 관절 토크 추정수단(152)은, 상대력 검출수단(146)에 의해 검출된 상대력(△F)에 따른, 장착자(12)의 각 관절 둘레의 관절 토크(△T)를 추정하는 것이다. 근 토크 추정수단(153)은, 구동 토크 추정수단(150)에 의해 추정된 구동 토크(Te)와, 관절 토크 추정수단(152)에 의해 추정된 관절 토크(△T)에 기초하여, 장착자(12)의 근력에 의한 근 토크(△Tm)를 추정하는 것이다(도 8A 참조).

데이터 입력부(154)는, 동작 보조장치(10)에서의 각종 검출수단으로부터의 검출 데이터나 각종 추정수단으로부터의 추정 데이터의 입력 인터페이스로 되는 것이다. 데이터 저장부(156)에는, 제어장치(100)에서의 여러 가지의 연산처리를 행하는데 있어서 필요로 되는 데이터가 저장되어 있다. 캘리브레이션부(158)는, 데이터 입력부(154)로부터의 근 전위(EMG) 및 근력 추정값(F')과, 데이터 저장부(156)로부터의 소정의 설정 게인(Gs)을 판독하여, 근 전위(EMG) 및 근력 추정값(F')의 대응 관계가 설정 게인(Gs)이 되도록 양자 간의 게인을 조정가능하게 구성하고 있다.

파라미터 동정부(160)는, 데이터 저장부(156)로부터 판독한 후술하는 운동 방정식 데이터(Mi) 및 기지(旣知) 파라미터(Pk)를 이용하여 대상으로 되는 운동 방정식을 연산 환경상에 구성하고, 또한 당해 운동 방정식에 데이터 입력부(154)로부 터의 구동 토크 추정값(Te), 관절 토크 추정값(△T), 및 관절 각도(θ)를 대입가능하게 구성하고 있다. 또, 파라미터 동정부(160)는, 그 상세는 후술하겠지만, 대상으로 되는 운동 방정식에 데이터 입력부(154)로부터의 데이터를 대입함으로써, 당해 운동방정식에 있어서 미정으로 되는 동력학 파라미터를 동정하는 것이 가능하다.

제어부(200)는, 데이터 저장부(156)로부터의 후술하는 제어 방법 데이터(Ci), 데이터 입력부(154)로부터의 구동 토크 추정값(Te), 관절 토크 추정값(△T) 및 관절 각도(θ), 그리고 파라미터 동정부(160)로부터의 동정 파라미터(Pi) 및 캘리브레이션부(158)로부터의 보정된 근 전위(EMG')를 판독 가능하게 구성하고 있다. 또한, 제어부(200)는, 그 상세는 후술하겠지만, 제어 방법 데이터(Ci)를 이용하여 소정의 제어 수단을 연산환경상에 구성하고, 이 제어수단에 구동 토크 추정값(Te), 관절 토크 추정값(△T), 관절 각도(θ), 동정 파라미터(Pi) 및 근전위(EMG')를 반영시킴으로써, 구동원(140)을 구동제어하기 위한 제어신호(Ur)를 송출가능하다.

데이터 출력부(162)는, 제어부(200)로부터의 제어신호(Ur)를 전력 증폭수단(141)으로 송출하기 위한 출력 인터페이스로 되는 것이다. 전력 증폭수단(141)은, 데이터 출력부(162)로부터의 제어신호(Ur)에 따라 구동원(140)을 구동하는 것이다.

또한, 상술한 캘리브레이션부(158), 파라미터 동정부(160) 및 제어부(200)로서는 중앙 연산처리 장치(CPU) 상에 구성한 것이 적용가능하며, 하나의 CPU 상에 집약한 것으로 하면, 소형화, 부품개수 경감을 도모하는데 있어서 바람직한 것으로 된다.

도 2는, 본 발명에 관한 장착식 동작 보조장치의 일실시예가 장착된 상태를 앞쪽에서 본 사시도이다. 도 3은, 본 발명에 관한 장착식 동작 보조장치의 일실시예가 장착된 상태를 뒤쪽에서 본 사시도이다.

도 2 및 도 3에 나타내는 바와 같이, 동작 보조장치(10)는, 예컨대 골격근의 근력 저하에 의해 보행이 부자유스러운 하지 운동기능 장해자, 또는 보행 운동의 리허빌리테이션(rehabilitation)을 행하는 환자 등과 같이 자력(自力) 보행이 곤란한 사름의 보행 동작을 보조(어시스트)하는 장치이다. 이러한 동작 보조장치(10)는, 뇌로부터의 신호에 의해 근력을 발생시킬 때에 생기는 생체신호(표면 근전위)를 검출하고, 이 검출신호에 기초하여 구동원(140)(본 실시예에서는, 전동식의 구동 모터를 이용한다)으로부터의 보조력을 부여하도록 작동가능하다.

따라서, 동작 보조장치(10)는, 미리 입력된 데이터에 기초하여 로봇핸드를 컴퓨터 제어하도록 구성된, 소위 플레이백형 로봇과는 전혀 다른 것이며, 로봇 수트(Suit), 또는 파워드수트 등으로도 불린다.

동작 보조장치(10)를 장착한 장착자(12)는, 자신들의 의사로 동작을 행하면, 그때에 발생한 생체신호에 따른 보조력을 동작 보조장치(10)로부터 부여받아, 당해 보조력과 자신의 근력과의 합력에 의해 보행할 수 있다. 예컨대, 상기 합력의 절반을 보조력이 차지하도록 하면, 장착자(12)는, 소요되는 근력의 반분으로 동작하는 것이 가능하게 된다.

다음으로, 동작 보조장치(10)의 구성의 일예에 대하여 상세히 설명한다.

동작 보조장치(10)에는, 도 2 및 도 3에 나타내는 바와 같이, 장착자(12)에 장착되는 동작 보조 장착기구(18)에 구동원(140)을 설치하고 있으며, 보다 상세하게는 장착자(12)의 우측 고관절에 위치하는 오른쪽 대퇴(右腿) 구동 모터(20), 좌측 고관절에 위치하는 왼쪽 대퇴 구동 모터(22), 오른쪽 무릎 관절에 위치하는 오른쪽 무릎 구동 모터(24) 및 왼쪽 무릎 관절에 위치하는 왼쪽 무릎 구동 모터(26)가 각각 설치되어 있다.

이들 구동 모터(20, 22, 24, 26)는, 상술한 구동원(140)에 상당하는 것으로서, 보다 상세하게는, 제어장치(100)로부터의 지령 신호에 의해 구동 토크를 제어하는 서보모터이며, 모터 회전을 소정의 감속비로 감속하는 감속기구(미도시)를 내장하고 있다.

또한, 장착자(12)의 허리에 장착되는 허리 벨트(30)에는, 구동 모터(20, 22, 24, 26)를 구동시키기 위한 전원으로서 기능하는 배터리(32, 34)가 부착되어 있다. 배터리(32, 34)는 충전식 배터리이며, 장착자(12)의 보행 동작을 방해하지 않도록 좌우로 분산 배치되어 있다.

또, 장착자(12)의 등에 장착되는 제어 백(36)에는, 전력 증폭수단(141), 제어 장치(100), 전원 회로(미도시) 등의 기기가 수납되어 있다. 또한, 제어 백(36)의 하부는, 허리 벨트(30)에 지지되어, 제어 백(36)의 중량이 장착자(12)의 부담이 되지 않도록 부착된다.

또한, 동작 보조장치(10)에는, 장착자(12)의 오른쪽 대퇴(右腿)의 움직임에 따르는 근 전위(EMGhip)를 검출하는 근전위 센서(38a, 38b)와, 장착자(12)의 왼쪽 대퇴의 움직임에 따르는 근전위(EMGhip)를 검출하는 근전위 센서(40a, 40b)와, 오른쪽 무릎의 움직임에 따르는 근전위(EMGknee)를 검출하는 근전위 센서(42a, 42b)와, 왼쪽 무릎의 움직임에 따르는 근전위(EMGknee)를 검출하는 근전위 센서(44a, 44b)가 설치되어 있다. 이들의 각 근전위 센서(38a, 38b, 40a, 40b, 42a, 42b, 44a, 44b)는, 상술한 생체신호 검출수단(144)에 상당하는 것으로서, 보다 상세하게는, 골격근이 근력을 발생시킬 때의 표면 근전위를 측정하는 검출수단이며, 골격근에서 발생한 미약(微弱) 전위를 검출하는 전극(미도시)을 가진다. 또한, 본 실시예에서는, 각 근전위 센서(38a, 38b, 40a, 40b, 42a, 42b, 44a, 44b)는 전극의 주위를 덮는 점착 시일에 의해 장착자(12)의 피부 표면에 접착하도록 부착된다.

여기서, 이들 각 근전위 센서를 설치한 동작 보조장치(10)가 장착자(12)의 의지에 따른 보조력을 부여하는 것이 가능한 이론에 대하여 개략적으로 설명한다.

인체에 있어서는 뇌(腦)로부터의 지령에 따라 골격근을 형성하는 근육의 표면에 시냅스 전달물질의 아세틸콜린(acetylcholine)이 방출되는 결과, 근섬유막의 이온 투과성이 변화하여 활동 전위(EMG: Electro MyoGram Myoelectricity)가 발생한다. 그리고, 활동전위에 의해 근섬유의 수축이 발생하여, 근력을 발생시킨다. 그 때문에, 골격근의 근전위를 검출함으로써, 보행동작 시에 생기는 근력을 추측하는 것이 가능하게 되며, 이 추측된 근력에 기초한 가상 토크로부터 보행 동작에 필요한 보조력을 구하는 것이 가능해진다.

또, 근육은, 혈액에 의해 액틴과 미오신이라고 불리는 단백질이 공급되면 신 축(伸縮)하지만, 근력을 내는 것은 수축할 때이다. 그 때문에, 2개의 뼈가 서로 회동 가능한 상태로 연결된 관절에서는, 관절을 구부리는 방향의 힘을 발생시키는 굴근(屈筋)과, 관절을 펴는 방향의 힘을 발생시키는 신근(伸筋)이 2개의 뼈 사이에 걸쳐 있다. 그리고, 인체에는 허리에서 아래로 다리를 움직이기 위한 복수의 근육이 있으며, 대퇴를 앞으로 올리는 장요근(腸腰筋)과, 대퇴를 내리는 대전근(大殿筋), 무릎을 펴기 위한 대퇴사두근(大腿四頭筋), 무릎을 구부리는 대퇴이두근 등이 있다.

상술한 근전위 센서(38a, 40a)는, 장착자(12)의 대퇴의 상단부 앞쪽에 접착되어 있으며, 이것에 의해 장요근의 표면 근전위를 검출할 수 있으며, 다리를 앞으로 낼 때의 근력에 따른 근전위를 측정가능하다. 근전위센서(38b, 40b)는 장착자(12)의 엉덩이에 접착되어 있으며, 이것에 의해 대전근의 표면 근전위를 검출할 수 있고, 예컨대 뒤로 차는 힘이나 계단을 오를 때 근력에 따른 근전위를 측정가능하다. 근전위 센서(42a, 44a)는 장착자(12)의 무릎 위 앞쪽에 접착되어 있으며, 이것에 의해 대퇴사두근의 표면 근전위를 검출할 수 있으며, 무릎으로부터 아래를 앞으로 내는 근력에 따른 근전위를 측정가능하다. 근전위 센서(42b, 44b)는 장착자(12)의 무릎 위 뒤쪽에 접착되어 있으며, 이것에 의해 대퇴이두근의 표면 근전위를 검출할 수 있으며, 무릎으로부터 아래를 뒤로 돌리는 근력에 다른 근전위를 측정가능하다.

이와 같이 근전위 센서(38a, 38b, 40a, 40b, 42a, 42b, 44a, 44b)를 배치하여 설치한 동작 보조장치(10)에 의하면, 장요근, 대전근, 대퇴사두근 및 대퇴이두 근의 활동에 따른 근 전위를 검출할 수 있으며, 당해 근전위에 따른 구동 전류로 구동 모터(20, 22, 24, 26)를 구동함으로써, 장착자(12)의 의지에 따른 보조력의 부여가 가능하게 된다.

또, 동작 보조장치(10)에는, 동작 보조 장착기구(裝着具, 18)에 있어서 장착자(12)의 고관절 둘레에 작용하는 토크를 검출하는 힘센서(45)와, 장착자(12)의 무릎 관절 둘레에 작용하는 토크를 검출하는 힘센서(46)(이들은 상술한 상대력 검출수단(146)에 상당)가 설치되어 있다. 힘센서(45, 46)는, 예컨대 인가된 힘에 다른 왜곡을 검출하고, 발생한 왜곡(歪)의 크기에 비례한 전기 신호를 출력하는 왜곡 게이지로 이루어지며, 동작 보조 장착기구(18)의 오른쪽다리부 및 왼쪽다리부의 각각에 설치되어 있다. 보다 상세하게는, 힘센서(45)는 장착자(12)의 대퇴부에 대응하는 제2 프레임(58)에 있어서 구동 모터(20, 22)의 구동 토크에 따라서 휨을 발생시키는 부위의 왜곡을 검출하는 위치에 설치된다. 또한, 힘센서(46)는, 장착자(12)의 정강이부에 대응하는 제3 프레임(60)에 있어서 구동 모터(24, 26)의 구동 토크에 의해 휨을 일으키는 부위의 왜곡을 검출하는 위치에 설치되어 있다.

또한, 동작 보조장치(10)에서는, 보행 동작 등에 의한 중심 이동을 스무스하게 행하도록, 다리의 안쪽(裏)에 걸리는 하중을 검출할 필요가 있으며, 본 실시예에서는 장착자(12)의 좌우 다리의 안쪽에 반력(反力)센서(50a, 50b, 52a, 52b)(도 2 및 도 3 중, 파선으로 나타냄)가 설치되어 있다.

반력센서(50a)는 오른쪽다리 앞쪽의 하중에 대한 반력을 검출하고, 반력센서(50b)는 오른쪽다리 뒤쪽의 하중에 대한 반력을 검출한다. 반력센서(52a)는, 왼 쪽다리 앞쪽의 하중에 대한 반력을 검출하고, 반력센서(52b)는 왼쪽다리 뒤쪽의 하중에 대한 반력을 검출한다. 각 반력센서(50a, 50b, 52a, 52b)는, 예컨대 인가된 하중에 따른 전압을 출력하는 압전소자 등으로 이루어지며, 체중 이동에 따르는 하중 변화, 및 장착자(12)의 다리와 지면과의 접지(接地)의 유무를 각각 검출할 수 있다.

이어서, 동작 보조 장착기구(18)의 구성에 대하여 도 4 및 도 5를 함께 참조하여 설명한다.

도 4는 동작 보조 장착기구(18)의 좌측면도이다. 도 5는, 동작 보조 장착기구(18)의 배면도이다.

도 4 및 도 5에 나타내는 바와 같이, 동작 보조 장착기구(18)는 장착자(12)의 허리에 장착되는 허리 벨트(30)와, 허리 벨트(30)의 우측부으로부터 하방에 설치된 오른쪽다리 보조부(54)와, 허리 벨트(30)의 좌측부로부터 하방에 설치된 왼쪽다리 보조부(55)를 가진다.

오른쪽다리 보조부(54) 및 왼쪽다리 보조부(55)는 서로 대칭으로 배치되어 있으며, 허리 벨트(30)를 지지하도록 하방으로 연장하여 있는 제1 프레임(56)과, 제1 프레임(56)에서 하방으로 연장하여 있는 장착자(12)의 대퇴 외측을 따르도록 형성된 제2 프레임(58)과, 제2 프레임(58)에서 하방으로 연장하여 장착자(12)의 정강이 외측을 따르도록 형성된 제3 프레임(60)과, 장착자(12)의 다리의 안쪽(신발을 신는 경우에는 신발 바닥)이 놓이는 제4 프레임(62)을 가진다.

제1 프레임(56)의 하단 및 제2 프레임(58)의 사이에는 베어링 구조로 된 제1 관절(64)이 개재하고 있으며, 제1 프레임(56)과 제2 프레임(58)을 회동가능하게 연결하고 있다. 제1 관절(64)은, 고관절과 일치하는 높이에 설치되어 있으며, 제1 프레임(56)이 제1 관절(64)의 지지측에 결합되고, 제2 프레임(58)이 제1 관절(64)의 회동(回動) 측에 결합되어 있다.

또한, 제2 프레임(58)의 하단 및 제3 프레임(60)의 사이에는, 베어링 구조로 된 제2 관절(66)이 개재하고 있으며, 제2 프레임(58)과 제3 프레임(60)을 회동 가능하게 연결하고 있다. 제2 관절(66)은, 무릎 관절과 일치하는 높이 위치에 설치되어 있으며, 제2 프레임(58)이 제2 관절(66)의 지지측에 결합되며, 제3 프레임(60)이 제2 관절(66)의 회동 측에 결합되어 있다.

따라서, 제2 프레임(58) 및 제3 프레임(60)은, 허리 벨트(30)에 고정된 제1 프레임(56)에 대하여 제1 관절(64) 및 제2 관절(66)을 회동 지점(支點)으로 하는 진자(振子)운동을 행하도록 부착되어 있다. 즉, 제2 프레임(58) 및 제3 프레임(60)은, 장착자(12)의 다리와 동일한 동작을 행할 수 있도록 구성되어 있다.

그리고, 제1 관절(64) 및 제2 관절(66)의 지지측에는 모터 브라켓(68)이 설치되어 있다. 모터 브라켓(68)은, 외측 수평방향으로 돌출하는 모터 지지부(68a)를 가지며, 모터 지지부(68a)에는 구동 모터(20, 22, 24, 26)가 수직 상태로 부착되어 있다. 그 때문에, 구동 모터(20, 22, 24, 26)는 측방으로 크게 돌출하지 않고, 보행 동작시에 주위의 장해물 등에 접촉하기 어렵게 설치되어 있다.

또한, 제1 관절(64) 및 제2 관절(66)은, 구동 모터(20, 22, 24, 26)의 회전축이 기어를 통하여 피구동측으로 되는 제2 프레임(58), 제3 프레임(60)에 구동 토 크를 전달하도록 구성되어 있다.

게다가, 구동 모터(20, 22, 24, 26)는, 관절 각도를 검출하는 각도 센서(관절 각도 검출수단(142)에 상당)(70, 72, 74, 76)를 가진다. 각도 센서(70, 72, 74, 76)는, 예컨대 제1 관절(64) 및 제2 관절(66)의 관절 각도에 비례한 펄스 수를 카운트하는 로터리 엔코더 등으로 이루어지며, 관절 각도에 따른 펄스 수에 대응한 전기 신호를 센서 출력으로서 출력한다.

각도 센서(70, 72)는 장착자(12)의 고관절의 관절 각도(θhip)에 상당하는 제1 프레임(56)과 제2 프레임(58)과의 사이의 회동각도를 검출한다. 또한, 각도 센서(74, 76)는, 장착자(12)의 무릎 관절의 관절 각도(θknee)에 상당하는 제2 프레임(58)의 하단과 제3 프레임(60)과의 사이의 회동 각도를 검출한다.

또한, 제1 관절(64) 및 제2 관절(66)은, 장착자(12)의 고관절, 무릎 관절의 회동 가능한 각도 범위에서만 회동되는 구성이며, 장착자(12)의 고관절, 무릎 관절에 무리한 움직임을 주지 않도록 스토퍼 기구(미도시)가 내장되어 있다.

제2 프레임(58)에는, 장착자(12)의 대퇴에 체결되는 제1 체결 벨트(78)가 부착되어 있다. 또한, 제3 프레임(60)에는, 장착자(12)의 무릎 아래에 체결되는 제2 체결 벨트(80)가 부착되어 있다. 따라서, 구동 모터(20, 22, 24, 26)에서 발생된 구동 토크는, 기어를 통하여 제2 프레임(58), 제3 프레임(60)에 전달되고, 또 제1 체결 벨트(78), 제2 체결 벨트(80)를 통하여 장착자(12)의 다리에 보조력으로서 전달된다.

또한, 제3 프레임(60)의 하단에는, 축(82)을 통하여 제4 프레임(62)이 회동 가능하게 연결되어 있다. 또, 제4 프레임(62)의 하단에는 장착자(12)의 신발 바닥의 뒤꿈치 부분이 놓이는 뒤꿈치 받침부(84)가 설치되어 있다. 그리고, 제2 프레임(58) 및 제3 프레임(60)은 나사 기구에 의해 축 방향의 길이를 조정가능하며, 장착자(12)의 다리의 길이에 따라서 임의의 길이로 조정되도록 구성되어 있다.

상기 각 프레임(56, 58, 60, 64)은, 각각 금속에 의해 형성되어 있으며, 허리 벨트(30)에 설치된 배터리(32, 34), 제어 백(36), 동작 보조 장착기구(18)의 중량을 지지할 수 있다. 즉, 동작 보조장치(10)는, 동작 보조 장착기구(18) 등의 중량이 장착자(12)에 작용하지 않도록 구성되어 있으며, 장착자(12)에게 쓸데없는 하중을 부여하지 않도록 부착된다.

여기서, 상기와 같이 동작 보조 장착기구(18)가 장착자(12)에 장착된 때에 장착자(12)의 보행 동작에 따라서 제어장치(100)가 실행하는 어시스트 제어처리의 수순에 대하여 도 6의 흐름도를 참조하여 설명한다.

도 6에 나타내는 바와 같이, 제어장치(100)는, 단계(S11)(이하, '단계'를 생략한다)에서 관절 각도 검출수단(142)에 상당하는 각도 센서(70, 72, 74, 76)에 의해 검출된 관절 각도(θknee, θhip)를 취득한다. 다음으로, S12로 진행하여, 생체신호 검출수단(144)에 상당하는 근전위 센서(38a, 38b, 40a, 40b, 42a, 42b, 44a, 44b)에 의해 검출된 근전위 신호(EMGknee, EMGhip)를 취득한다.

계속하여, S13으로 진행하여, 상기 S11, S12에서 취득된 관절 각도(θknee, θhip) 및 근전위 신호(EMGknee, EMGhip)를 기준 파라미터 데이터베이스(미도시)와 조합(照合)하여 장착자(12)의 동작에 대응하는 태스크(task)의 페이즈(phase)를 특 정한다. 다음의 S14에서는, 상기 S13에서 특정된 페이즈에 따른 지령 함수(f(t)) 및 게인(P)을 선택한다(자율적 제어수단).

그리고, S15로 진행하여, 물리 현상 검출수단(142)에 의해 검출된 관절 각도에 대응하는 기준 파라미터의 생체신호(EMGop)와, 생체신호 검출수단(144)에 의해 근전위 신호(EMGex)와의 차분을 연산하고, △EMG(=EMGop - EMGex)를 도출한다(판단수단).

다음의 S16에서는, 상기 S15에서 연산된 차분(△EMG)과 미리 설정된 허용치(문턱치, 역치)를 비교하고, 차분(△EMG)이 허용치 미만인지 여부를 확인한다. 이 S16에서 차분(△EMG)이 허용치 미만일 때는, 장착자(12)의 관절 동작에 대한 근전위가 장착자(12)의 동작과 대응하고 있으므로, 구동원(140)에 상당하는 구동 모터(20, 22, 24, 26)로부터의 구동 토크를 보조력으로서 장착자(12)의 다리에 부여할 수 있는 것으로 판단한다.

따라서, S16에 있어서, 차분(△EMG)이 허용치 미만일 때는, S17로 진행하여, 지령 신호를 전력 증폭수단(141)에 상당하는 모터 드라이버(미도시)에 송출한다. 이것에 의해 구동원(140)에 상당하는 구동 모터(20, 22, 24, 26)는 장착자(12)로부터 얻어진 관절 각도(θknee, θhip) 및 근전위 신호(EMGknee, EMGhip)에 기초하는 구동 토크를 발생하고, 이 구동 토크를 제2 프레임(58), 제3 프레임(60) 및 제1 체결 벨트(78), 제2 체결 벨트(80)를 통하여 장착자(12)의 다리에 보조력으로서 전달한다.

또한, 상기 S16에서, 차분(△EMG)이 허용치를 초과하는 경우에는, 장착 자(12)의 관절 동작에 대한 근전위가 장착자(12)의 동작과 대응하고 있지 않으므로, 구동 모터(20, 22, 24, 26)로부터의 구동 토크가 장착자(12)가 동작하려고 한 움직임과 대응하고 있지 않은 것으로 판단한다. 따라서, S16에 있어서, 차분(△EMG)이 허용치 이상인 때는, S19로 진행하여, 게인(P)의 변경 처리를 행한다. 즉, S19에서는, 게인(P')=P×{1-(△EMG/EMGop)}의 연산을 행하여 보정 게인(P')(<P)으로 변경한다.

그리고, S17에서는, 보정 게인(P')에 의해 생성된 지령 신호(제어 신호)는, 게인(P)의 경우보다도 작은 값이며, 전력 증폭수단(141)에 상당하는 모터 드라이버(미도시)에 게인(P)의 경우보다도 작은 제어 신호가 공급된다. 이것에 의해 구동 모터(20, 22, 24, 26)는, 게인(P)의 경우보다도 작은 구동 토크를 발생하게 된다.

그 결과, 구동 모터(20, 22, 24, 26)는, 각 동작의 페이즈에 구애되지 않고, 장착자(12)의 의사에 대응한 근전위 신호(EMGknee, EMGhip)의 실측값에 근거한 구동 토크를 발생하고, 이 구동 토크를 제2 프레임(58), 제3 프레임(60) 및 제1 체결 벨트(78), 제2 체결 벨트(80)를 통하여 장착자(12)의 다리에 보조력으로서 전달한다.

이와 같이, 상기 S19에서 게인(P)의 변경 처리를 행하므로, 예컨대, 장착자(12)가 동작 도중에 그 동작(페이즈)을 중지하고 다른 동작(페이즈)으로 옮기려고 한 경우라도, 장착자(12)의 근전위 신호가 저하한 시점에서 보조력도 감소하며, 장착자(12)의 의사에 반하여 당초의 동작을 억지로 하게 하는 일이 없도록 제어할 수 있다. 따라서, 장착자(12)는, 상기한 바와 같은 자율 제어와 수의(隨意) 제어에 근사한 수의적 제어가 혼재한 제어 방법에 의해, 장착자(12)의 의사에 따른 보조력을 얻을 수 있다.

S18에서는, 당해 태스크의 최종 페이즈에 대한 제어 처리가 행해져 있는지 여부를 확인한다. S18에서, 당해 태스크의 최종 페이즈에 대한 제어 처리가 남아 있는 경우에는, 상기 S11로 돌아가, 다음의 페이즈에 대한 제어 처리(S11 ~ S18)를 행한다. 또한, S18에 있어서, 해당 태스크의 최종 페이즈에 대한 제어 처리를 행한 때는, 이번의 제어 처리를 종료한다.

다음으로, 데이터 저장부(156)로부터 파라미터 동정부(160)로 판독되는 운동 방정식 데이터(Mi) 및 기지 파라미터(Pk)에 대하여 설명한다. 운동 방정식 데이터(Mi)는, 동작 보조장치(10) 및 장착자(12)로 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식을 구성하기 위한 것인 한편, 기지 파라미터(Pk)는, 동작 보조장치(10)에서의 각부의 중량, 관절 둘레의 관성 모멘트, 점성계수 및 쿨롱(coulomb) 마찰계수 등의 동력학 파라미터로 이루어진다. 여기서 말하는 운동 방정식은, 동작 보조장치(10) 및 장착자(12)로 이루어지는 시스템 전체에 관련된 것으로, 예컨대 도 7a, 도 7b, 도 8a, 도 8b 및 수식 (1)에 나타내는 모델에 의해 나타낸다.

도 7a는 수학적 모델의 각 요소를 나타내는 도면이며, 동작 보조 장착기구(18)가 장착된 장착자(12)의 다리를 측면에서 본 측면도, 도 7b는 장착자(12)의 다리에 대응시켜 각 요소를 모식적으로 나타내는 도면이다. 도 8a는 구동원(140)에 의한 보조력과 장착자(12)의 근력과의 작용을 나타내는 도면이며, 구동원(140)의 구동 토크(Te)와 장착자(12)의 근 토크(Tm)와의 합력(合力)이 관절 모멘트(△T)로 서 작용하는 것을 나타내는 계통도, 도 8b는 무릎 관절을 중심으로 다리를 상방(또는 전방)으로 회동시키는 경우에 작용하는 각 토크를 모식적으로 나타내는 도면이다.

도 8a, 도 8b에 나타내는 바와 같이, 예컨대 장착자(12)가 무릎 관절을 중심으로 다리를 상방(또는 전방)으로 회동시킬 때, 동작 보조 장착기구(18)는 무릎 관절에 상당하는 제2 관절(66)을 중심으로 제3 프레임(60)이 회동하게 된다. 그때, 장착자(12)가 무릎 관절을 중심으로 하는 토크로서 근력(Tm)을 발생시키는 동시에, 구동원(140)의 구동 토크(Te)가 제2 관절(66)을 중심으로 제3 프레임(60)에 작용하게 된다.

따라서, 장착자(12)의 다리에는, 구동원(140)의 구동 토크(Te)와 장착자(12)의 근 토크(Tm)와의 합력이 관절 모멘트(△T)로서 작용하므로, 장착자(12)는 동작 보조 장착기구(18)를 장착하지 않은 경우보다도 작은 근력으로 다리를 동작시키는 것이 가능하게 된다. 그리고, 구동원(140)의 구동 토크(Te)는 상술한 구동 모터(20, 22, 24, 26)의 제어계에 의해 얻어지며, 관절 모멘트(△T)는, 후술하는 바와 같이 힘센서(45, 46)에 의해 검출되는 신호, 즉 구동 토크(Te)와 장착자(12)의 근 토크(Tm)와의 차에 의해 생기는 왜곡의 검출 신호에 기초하여 구해진다. 그러나, 장착자(12)의 근 토크(Tm)를 직접 측정할 수는 없으므로, 본 실시예에서는 관절 모멘트(△T)와 구동 토크(Te)의 차로부터 구한다.

[수식 1]

수식 (1)의 각 항은, 이하의 각 식과 같이 나타낼 수 있다.

또한, 수식(1)에 있어, 첨자 1은 가랑이(股) 둘레의 파라미터를 의미함과 동시에, 첨자 2는 무릎 둘레의 파라미터를 의미하는 것으로 하고, 또 e는 동작보조장 치(10)의 파라미터를 의미함과 동시에, m은 장착자(12)의 파라미터를 의미하는 것으로 한다.

또한, R(q)은 관성 항을 의미하고, G(q)는 중력 항을 의미하며, D는 점성마찰 항을 의미하며, C는 쿨롱 마찰 항을 의미하며, H는 코리올리 힘·원심력 항(총칭하여 관성 항이라고도 한다)을 의미하며, Te는 구동원(140)에 의한 구동 토크를 의미하며, Fm은 근력에 의한 근 모멘트 항을 의미하며, U는 근의 활성도(活性度) 항을 의미한다.

이어, 파라미터 동정부(同定部:identification)(160)에 있어 행해지는 동정방법에 대해 개략 설명한다. 간편을 위해 장착자(12)가 탈력(脫力) 상태에 있다고 가정하면, 수식(1)에 있어 근 모멘트 항인 Fm이 무시할 수 있게 되고, 그러면 수식(2)으로 표현되게 된다.

[수식 2]

수식(2)은 운동변수 데이터 행렬 Ω 및 동력학 파라미터 행렬 X를 이용하면 수식(3)으로 변환된다.

[수식 3]

여기에서, 운동변수 데이터 행렬 Ω에 대해서는, 각 종 검출수단 및 각 종 추정수단에 의해 구할 수 있는 한편, 동력학 파라미터 행렬 X에 있어, 장착자(12)에 관련한 파라미터가 장착자(12)의 개인차나 몸 상태 등에 의해 불명확 혹은 변동적이게 된다.

게다가, 수식(3)은, 동력학 파라미터 행렬 X를 추정하기 위한 추정 동력학 파라미터 행렬 X^*를 도입하고, 동력학 파라미터 행렬 X 및 추정 동력학 파라미터 행렬 X^*의 오차분인 오차 행렬 ε를 이용하면, 수식(4)으로 변환된다.

[수식 4]

수식(4)에 있어 오차 행렬 ε를 최소(제로 행렬)로 하는 미지 파라미터(Pu)는, 수식(5)으로 표현되게 된다.

[수식 5]

따라서, 수식(5)을 해석함으로써(결과적으로는 근본적인 운동 방정식인 수식(1)을 해석함으로써), 장착자(12)에 관한 미지 파라미터(Pu)가 도출되게 된다.

여기에서, 상기 동작 보조장착기구(18)가 장착자(12)에 장착된 때 파라미터 동정부(160), 관절 토크 추정수단(152)이 실행하는 파라미터 동정처리 및 토크 추 정처리에 대해 설명한다.

도 9a는 동작 보조장착기구(18)가 장착자(12)에 장착된 때에 실행되는 파라미터 수정처리를 도시한 도면으로, 파라미터 동정부(160)에 있어 행해지는 파라미터 동정처리 수순을 나타내는 흐름도, 도 9b는 관절 토크 추정수단(152)에 있어 행해지는 관절 토크를 추정하는 토크 추정처리의 수순을 나타내는 흐름도이다.

이하에서, 상술한 수식을 이용한 파라미터 동정부(160)에 의한 파라미터 동정방법에 대해, 도 9a에 나타낸 흐름도를 이용하여 설명한다. 또한, 도 9B에 나타낸 흐름도에서는 관절 토크 추정수단(152)에 있어서의 처리와의 관계도 겸해서 도시하고 있다.

우선, 제어장치(100)로부터의 지령에 의해 처리가 개시되면, 파라미터 동정부(160)는 도 9a에 나타낸 바와 같이 전원 스위치(도시하지 않음)가 온으로 조작되면(S70), 데이터 저장부(156)로부터 운동 방정식 데이터(Mi) 및 기지 파라미터(Pk)를 판독(S71), 이어 운동 방정식(수식(1) ~ (5))을 CPU(중앙연산처리장치)의 연산 환경상에 구성한다(S72).

이 사이, 관절 토크 추정수단(152)에서는, 도 9b에 나타낸 바와 같이 전원 스위치(도시하지 않음)가 온으로 조작되면(S80), 상대력 검출수단(146)에 의해 검출된 상대력 데이터(ΔF)를 판독한 후(S81), 이 상대력 데이터(ΔF)에 미리 설정된 계수를 곱한 것과 구동 토크 추정 데이터(Te)와의 차분으로부터 관절 모멘트(ΔT)를 추정한다(S82). 이어 근 토크 추정수단(153)은, 구동 토크 추정수단(150)에 의해 추정된 구동 토크 추정 데이터(Te)와, 관절 토크 추정수단(152)에 의해 추정된 관절 모멘트 추정 데이터(ΔT)를 판독하고(S83), 도 8a, 도 8b에 도시되는 대응관계에 근거하여, 장착자(12)의 근력에 의한 근 토크(Tm)를 추정한다(S84). 이들 관절 토크 추정수단(152) 및 근 토크 추정수단(153)에서는, 제어수단(200)으로부터의 종료 지령이 부여될 때까지 동일한 처리가 반복되고(S85에 있어서의 Yes(예스)), 당해 종료 지령이 부여되면 처리를 끝낸다(S85에 있어서의 No(노)). 또한, 본 실시예에 있어 근 토크(Tm)를 구하는 것은, 장착자(12)가 근력을 발생시키고 있는 상황이라도 파라미터 동정을 가능케 하기 위한 것이며, 정지상태에서 파라미터 동정을 행하는 경우이다.

다음으로, 파라미터 동정부(160)는, 도 9a에 나타낸 바와 같이, 데이터 입력부(154)로부터 구동 토크 추정 데이터(T') 및 관절 데이터(θ)를 판독함과 동시에(S73), 관절 토크 추정수단(152)으로부터 관절 모멘트 데이터(ΔT)를 판독한다(S74).

이어, 파라미터 동정부(160)는, 판독한 각 데이터를 수식(5) 또는 이에 근 토크(Tm)를 고려한 수식에 적절히 대입하여(S75), 장착자(12)에 있어서의 각부의 중량, 각 관절 둘레의 관성 모멘트, 점성계수, 쿨롱 마찰계수 등의 미지의 파라미터(Pu)를 동정한다.

이들 구동 토크 추정 데이터(T'), 관절 데이터(θ) 및 관절 모멘트 데이터(ΔT) 데이터의 판독으로부터 미지 파라미터(Pu)의 동정까지의 일련의 처리는, 소정회수(예를 들어 10회) 반복되고, 그때마다, 미지 파라미터(Pu)의 평균치를 구하고 평균화한다(S78). 그 후, 파라미터 동정부(160)는, 동정을 마친 미지 파라미 터(Pu)를 제어부(200)로 송출하고(S79), 처리를 끝낸다.

도 10a, 도 10b, 도 10c, 도 11, 도 12a, 도 12b는, 파라미터 동정부(160)에 의해 장착자(12)의 미지 파라미터(Pu)를 동정한 결과의 일례를 나타낸 것이다. 본 동정 실험에서는, 장착자(12)가 탈력한 상태에서 행하고, 또 각 관절의 관절각도(θ)가 소정의 궤적을 그리도록 제어부(200)에서의 PD(Proportional Derivative)제어에 의해 구동원(140)을 구동제어하여 행하고 있다. 또한, 관절각도(θ)의 목표 각도는, 다리의 동작 특성을 만족하는 범위 내에서 연산 정밀도를 가급적으로 향상시키도록 0.2, 0.5, 1.0(Hz)의 주파수를 포함하는 합성 정현파 패턴에 따르는 것으로 하고 있다. 또한, 관절각도(θ)의 범위, 즉 동작 범위는 다리의 동작에 있어서의 최대 굴곡(屈曲) 각도를 고려하여, 가랑이 관절은 -0.2~0.5(rad), 무릎 관절은 0~1.0(rad)의 범위 내에 각각 억제하고 있다. 또한, 상술한 평균화를 위한 반복 횟수는 10회로 하고 있다.

도 10a는, 파라미터 동정처리를 행한 때의 미지 파라미터(Pu)를 포함하는 동력학 파라미터의 과도응답의 실험 데이터를 도시한 것으로, 관성 모멘트의 수속(收束) 패턴을 나타내는 그래프, 도 10b는 중력 모멘트의 수속 패턴을 나타내는 그래프, 도 10c는 점성계수의 수속 패턴을 나타내는 그래프이다. 도 10a, 도 10b, 도 10c로부터 명확한 바와 같이, 본 실시예에 의하면, 상술한 파라미터 동정부(160)의 파라미터 동정처리에 의해 장착자(12)의 동력학 파라미터 대부분이 수초 이내에 수속되고 있으며, 우수한 수속성을 가진다는 것, 환언하면 동정처리가 단시간에 행해진다는 것을 알 수 있다.

도 11은, 장착자(12)로서의 피험자 A,B,C의 각각에 대해 동일한 조건하에서 파라미터 동정처리를 행한 경우의 실험 결과를 나타내는 실험 데이터이며, 동력학 파라미터로서의 관성 모멘트, 점성 마찰계수, 중력 모멘트, 쿨롱 마찰이 피험자 A, B, C의 체격 차 등에 따른 개인 차가 반영되어 있는 것을 나타내고 있다. 즉, 피험자 A, B, C는 각각 신장, 체중 등의 신체적 특징이 개별적으로 다르기 때문에, 각각이 보행 동작시의 보폭이나 근력도 다르며, 동일 조건하에서 파라미터 동정처리를 행한 경우의 관성 모멘트, 점성 마찰계수, 중력 모멘트, 쿨롱 마찰도 다른 값으로 되는 것이 도 11의 실험 데이터로부터 알 수 있다. 따라서, 동작 보조장착기구(18)가 장착자(12)에 장착될 때에는 상술한 파라미터 동정처리를 행함으로써 신체적 특징이 다른 각 장착자에 따른 보조력을 얻을 수 있도록 파라미터를 보정하는 것이 가능하게 된다.

도 12a는, 본 실시예의 파라미터 동정처리에 의한 동정 정밀도의 일례를 나타내는 실험 데이터이며, 보행동작에 따른 가랑이 관절의 관성 모멘트의 동정 정밀도를 나타내는 그래프, 도 12b는 보행동작에 따른 무릎 관절의 관성 모멘트의 동정 정밀도를 나타내는 그래프이다. 도 12a, 도 12b에 도시한 그래프는 가랑이 관절 및 무릎 관절 둘레의 관성 모멘트의 과도응답에 대해 각각 실측치(R1) 및 동정치(R2)를 겹친 것을 나타내고 있으며, 실측치와 동정치가 거의 서로 겹치는 것처럼 추이(推移)되고 있는 것을 알 수 있다. 즉, 도 12a, 도 12b에 있어서의 실측치(R1)와 동정치(R2)는, 서로 극히 유사하며, 충분한 동정 정밀도를 가지는 것을 실증하고 있다.

도 13은, 캘리브레이션부(158)에 있어 행해지는 교정(較正,calibration) 수순을 나타내는 흐름도이다. 이하에서는 캘리브레이션부(158)에 의한 파라미터 동정방법에 대해 본 흐름도를 이용하여 설명한다.

우선, 캘리브레이션부(158)는, 데이터 저장부(156)로부터의 설정 게인(Gs)을 판독(S91), 이어, 데이터 입력부(160)로터의 근 전위 데이터(EMG) 및 근 토크 추정데이터(Tm)를 판독한다(S92).

다음으로, 캘리브레이션부(158)는, 근 토크 추정 데이터(Tm) 및 근 전위 데이터(EMG)의 비(Tm/EMG)와 설정 게인(Gs)과의 차가 허용가능한 오차범위(Ea) 이내인가 여부를 판단한다(S93).

이때, 캘리브레이션부(158)에서는 (Tm/EMG)-(Gs)가 오차범위(Ea) 밖인 경우 (S93에서의 Yes)에는, 수식 (6)에 근거하여 근 전위 데이터(EMG)를 보정하여 보정 근 전위 데이터(EMG')를 구하고, 데이터 입력부(160)로부터의 근 전위 데이터(EMG) 및 근 토크 추정 데이터(Tm)를 판독하는 수순으로 돌아온다. 최종적으로, 캘리브레이션부(158)는, (Tm/EMG)-(Gs)가 오차범위(Ea) 내가 되면(S93에 있어서의 No), 처리를 끝낸다.

[수식 6]

이상의 교정 처리에 의하면, 근 토크 추정 데이터(Tm) 및 보정 근 전위 데이터(EMG')의 비(Tm/EMG')가 설정 게인(Gs)과 대략 동등하게 되고, 생체신호 검출수 단(144)으로부터의 검출결과에 감도 불량이나 감도 과잉이 발생하는 사태를 미연에 방지할 수 있다. 이 결과, 상술한 장착자(12)의 미지 파라미터(Pu)의 동정 정밀도가 저하하는 사태를 방지할 수 있는 동시에, 구동원(140)이 발생하는 보조력이 과소 또는 과대가 되는 사태를 방지할 수 있다.

또한, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에서는, 관절 토크 추정수단(152) 및 근 토크 추정수단(153)에 의해 장착자(12)의 근 토크(Tm) 또는 근력을 얻을 수 있으며, 또 이를 이용하여 교정을 행하도록 하고 있으므로, 이를 이용하지 않는 것에 비해 장착자(12)에 과해지는 부담을 현저하게 억제할 수 있다. 구체적으로는, 관절 토크 추정수단(152) 및 근 토크 추정수단(153) 중 어느 것도 이용하지 않는다면, 장착자(12)의 근 토크(Tm) 또는 근력을 얻기 위해서는 구동원(140)에 의해 소정의 구동 토크(Te)를 부여함과 동시에, 이 상태에서 정지상태를 소정 시간 유지하도록 장착자(12)에게 강요할 필요가 있다. 때문에, 장착자(12)의 발생할 수 있는 근력에 의하지 않고 소요되는 근력을 강요하게 되고, 또 소요되는 대기 시간도 강요하게 되는바, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 이러한 부담을 방지할 수 있어, 바람직하게 된다.

다음으로, 제어장치(100)에 적용되는 제어방법에 대해 설명한다. 본 동작 보조장치(10)에 적용되는 제어방법은, 특히 한정되는 것이 아니라, 예를 들어, 파라미터 동정 실험시와 마찬가지로, PD제어 등의 소위 고전 제어이론에 의한 것을 적용할 수 있다. 본 동작 보조장치(10)에 의하면, 고전 제어이론에 의한 것이라도, 장착자(12)를 포함하는 제어대상의 동정을 행한 후, 이 동정 결과를 반영시킨 시뮬 레이션을 행하고, 당해 시뮬레이션상에서 최적의 보상기의 파라미터를 설정할 수 있어, 제어방법에 따른 효과를 발휘하는 것이 가능하기 때문이다. 구체적으로는, 고전 제어이론에 의한 것이라도, 생체신호 검출수단(144)으로부터의 근 전위(EMG)를 피드백 제어함으로써, 제어방법에 따른 효과가 발휘되는 결과, 장착자(12)의 의지에 따른 보조력을 부여하는 것이 가능하기 때문이다. 또한, 제어장치(100)에 적용되는 제어방법은, 최적 레귤레이터나 최적 옵저버 등을 이용하는 현대 제어이론에 의한 것이어도 좋고, 특히 한정되는 것은 아니다.

(중력보상을 행하는 제어방법에 대해)

본 제어방법은, 상술한 수식(1)에 있어 중력 항(G(q))에 대한 보상을 행하고, 당해 중력 항(G(q))의 영향을 억제하는 것이다.

전제 조건으로서, 장착자(12)에 장착된 동작 보조장치(10)가 초기 자세(θs)로부터 목표 자세(θe)가 되도록 동작하는 것을 상정하고, 또 베이스가 되는 제어방법으로서 PD제어를 채용하는 것으로 한다.

우선, 통상의 PD제어에 의하면, 구동원(140)에 의한 구동 토크(Te)에 관련한 PD 피드백 제어입력(제어신호 Ur)은, 수식(7)과 같다.

[수식 7]

다음으로, 동력보상을 행하는 PD제어에서는, 구동원(140)에 의한 구동 토 크(Te)에 관련한 PD 피드백 제어입력(제어신호 Ur)은, 수식 (8)과 같다.

[수식 8]

수식 (8)에 나타낸 중력 보상부 PD제어에서는 피드백 제어한 경우, 제어 대상의 중력 항(G(q))을 상쇄하는 것이 가능하게 되고, 장착자(12)에 관련한 자신의 중력과, 동작 보조 장착기구(18)를 장착한 상태에서 작용하는 동작 보조 장착기구(18)로부터의 중력을 억제할 수 있다.

(관성 보상을 행하는 제어방법에 대해)

본 제어방법은, 상술한 수식 (1)에 있어 관성 항(R(q))에 대한 보상을 행하고, 당해 관성 항(R(q))의 영향을 억제하는 것이다.

중력 보상의 경우와 마찬가지로, 전제 조건으로서, 장착자(12)에 장착된 동작 보조장치(10)가 초기 자세(θs)로부터 목표 자세(θe)로 되도록 동작하는 것을 상정하고, 또 베이스가 되는 제어방법으로서 PD제어를 채용하는 것으로 한다.

관성 보상을 행하는 PD제어에서는, 구동원(140)에 의한 구동 토크(Te)에 관련한 PD 피드백 제어입력(제어신호 Ur)은, 수식 (9)와 같이 된다.

[수식 9]

수식 (9)에 나타낸 관성 보상부 PD제어에서는, 피드백 제어한 경우, 제어 대상의 관성 항(H)을 상쇄하는 것이 가능하게 되고, 장착자(12) 자신에 의한 관성력과 동작 보조장착기구(18)로부터의 관성력을 억제할 수 있으며, 특히 재빠르게 동작을 행하려고 하는 경우 장착자(12)의 부담을 현저하게 억제할 수 있다.

(중력 보상 및 관성 보상을 행하는 제어방법에 대해)

본 제어방법은, 상술한 중력 보상부 PD제어 및 관성 보상부 PD제어의 이른바 좋은 부분만 취하는 것으로, 이를 상술한 동일한 조건하에 있어 수식으로 표현하면 수식 (10)과 같이 된다. 본 제어방식에 의한 작용, 효과에 대해서는, 중력 보상부 PD제어 및 관성 보상부 PD제어의 각각에서 설명한 것의 조합으로 되므로, 설명을 생략한다.

[수식 10]

(임피던스 제어에 대해)

임피던스 제어는, 인간(장착자(12))의 점탄성 특성에 착안하고, 제어 대상의 관성(慣性), 점성(粘性), 강성(剛性) 등의 특성을 자유롭게 조절하는 것으로, 제어 목적에 따라, 제어 대상과 환경 사이에 작용하는 힘을 적절하게 선택할 수 있다는 특징을 가진다. 동작 보조장치(10)에서는, 자신에게 장착자(12)를 부가한 시스템 전체의 특성을 변경함으로써, 장착자(12)의 특성을 간접적으로 변경하여 조절하는 것이 가능하게 된다. 즉, 제어장치(100)에 임피던스 제어를 적용한 경우에는, 장착자(12)에 장착된 동작 보조장치(10)를 통해, 간접적이긴 하지만 장착자(12)의 특성(임피던스)을 조절한다고 하는, 종래 달성하지 못했던 것을 실현가능케 한다. 또한, 제어장치(100)에 적용되는 임피던스 제어는, 동작 보조장치(10) 및 장착자(12)로 이루어지는 시스템 전체를 제어 대상으로 하기 때문에, 통상의 임피던스 제어와 구별되도록, 이하에서는 하이브리드 임피던스 제어라고도 한다.

예를 들어, 구동원(140)에 의해 발생시킨 구동 토크가 수식 (11)에 나타나는 Te'가 되도록 제어하면, 수식 (1)은 수식 (12)로 나타내는 바와 같이 변환된다. 이 결과, 수식 (12)로부터 명확한 바와 같이, 시스템 전체의 관성 항(項)이 R(q)로부터 [R(q)-R'(q)]로 변경됨과 동시에, 점성 마찰 항이 D로부터 (D-D')로 변경되고, 이들의 항에 대해서는 R'(q) 및 D'를 적절하게 설정함으로써 조절가능케 된다. 이 경우에, 동작 보조장치(10)로부터의 관성 항이나 점성 마찰 항의 영향을 억제할 수 있기 때문에, 장착자(12)가 본래 가지는 반사 등의 기민(機敏)한 동작을 행하는 능력을 최대한 발휘할 수 있게 된다. 게다가, 장착자(12) 자신의 관성 항이나 점성 마찰 항의 영향도 억제할 수 있으며, 장착자(12)에게 본래의 주기보다도 빨리 보행시키거나 장착 전보다도 매끄럽게(점성 마찰이 작은) 동작시키는 것도 가능하다.

[수식 11]

[수식 12]

상술한 제어장치(100)에서는, 이들 중력 보상, 관성 보상 및 하이브리드 임피던스 제어 중 적어도 하나를 적용하여 제어수단을 구성할 수 있다. 구체적으로는, 이들 제어방법 중 어느 하나에 관한 제어방법 데이터(Ci)를 데이터 저장부(156)로부터 제어부(200)로 판독시킨 후, 제어부(200)의 연산환경상에 당해 제어방법 데이터(Ci)에 근거하여 제어수단을 구성시킬 수 있다. 이렇게 구성된 제어수단에 의하면, 부여된 각 검출 데이터 및 각 추정 데이터에 근거하여, 소정의 제어방법에 따른 제어신호(Ur)를 발생시킬 수 있으며, 결과적으로는 당해 제어방법에 따른 보조력을 장착자(12)에게 부여할 수 있다.

도 14 내지 도 16은, 제어장치(100)에 임피던스 제어를 적용한 경우의 효과를 나타낸 것으로, 동일 동작을 장착자(12)에게 행하게 한 실험결과를 각각 나타내는 그래프이다. 보다 상세하게는, 도 14a는 제어없이(어시스트하지 않고) 무릎 관절 각도 변화를 나타내는 그래프, 도 14b는 제어없이(어시스트하지 않고) 근 전위 변화를 나타내는 그래프, 도 14c는 제어없이(어시스트하지 않고) 왜곡 게이지 출력변화를 나타내는 그래프이다. 도 15a는 PD제어에 의한 어시스트의 무릎 관절 각도변화를 나타내는 그래프, 도 15b는 PD제어에 의한 어시스트의 근 전위 변화를 나타내는 그래프, 도 15c는 PD제어에 의한 어시스트의 왜곡 게이지 출력변화를 나타내 는 그래프이다. 도 16a는 PD제어 + 하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 무릎 관절 각도변화를 나타내는 그래프, 도 16b는 PD제어 + 하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 근 전위변화를 나타내는 그래프, 도 16c는 PD제어 + 하이브리드 임피던스 제어에 의한 어시스트의 왜곡 게이지 출력변화를 나타내는 그래프이다. 여기에서, 실험조건으로서 의자에 앉은 상태에서 다리를 전방으로 치켜 올린 후에 내리는 일련의 동작을 대상으로 하고, 당해 동작을 행하는 장착자(12)로부터의 근 전위(EMG) 및 상대력(정확하게는 이것으로 변환되는 힘 센서 출력)을 측정대상으로 하고 있다.

도 14a, 도 14b, 도 14c에서는, 치켜올림 기간(L1) 중은 장착자(12)로부터의 근 전위(EMG)가 상대적으로 크고, 또 내림 기간(L2) 중은 근 전위(EMG)가 상대적으로 작아지는 것이 나타나 있으며, 경험에 따른 것으로 되어 있다. 단, 내림 기간(L2)의 후반(後半)에 있어 신근(伸筋)(그래프Ⅰ)에 대해 축근(縮筋)(그래프Ⅱ)의 근 전위(EMG)의 감소가 방해되고 있는 구간이 확인된다. 이 현상은, 동작 보조장착기구(18)의 관성 등에 의해 장착자(12)에 대해 상호작용력 모멘트(Ma)가 작용한 것이기 때문이라 여겨진다.

또한, 도 14c에 나타내는 그래프에서는, 어시스트(보조)하고 있지 않음에도 힘 센서(46)의 왜곡 게이지 출력이 변화하고 있다. 그 이유로서, 장착자(12)가 무릎 관절의 각도를 변화시킬 때에 제 2 관절(66)의 부하(구동 모터(24,26)나 모터 구동력 전달시스템의 부하)가 제 3 프레임(60)에 작용하고 있는 것이라 여겨진다.

이에 대해, PD제어의 경우의 실험결과(Pd:실선으로 표현)를 나타낸 도 15a, 도 15b, 도 15c에서는, 장착자(12)로부터의 근 전위(EMG)가 보조없는(Ano:일점쇄선으로 표현) 경우에 비해 전체적으로 반감하고 있으며, 특히 치켜 올림기간(L1) 중에 있어 그 응답 파형이 극히 유사하여, 적절하게 보조를 행하고 있다는 것을 알 수 있다. 이는, 특히 치켜 올림기간(L1) 중에 있어 힘 센서 출력(상대력 ΔF)이 보조없는(Ano) 경우보다도 증대하고 있는 것으로부터도 뒷받침된다. 하지만, 도 15a, 도 15b, 도 15c에서는, 내림 기간(L2)의 후반에 있어 상술의 상호작용력 모멘트(Ma)의 영향이 나타나고 있으며, 그 크기 자체는 상대적으로 작지만 장착자(12)에 있어서는 위화감으로 되기 쉽다.

이에 대해, PD제어 + 하이브리드 임피던스 제어(HI:일점쇄선으로 표현)의 경우의 실험결과를 나타내는 도 16a, 도 16b, 도 16c에서는, 상술한 PD제어의 효과(Pd:실선으로 표현)에 부가해, PD제어만의 경우에 문제가 되었던 상호작용력 모멘트의 영향이 억제되어 있는 것을 알 수 있다. 즉, PD제어 + 하이브리드 임피던스 제어(HI)에 의하면, 치켜 올림기간(L1) 중뿐만 아니라 내림기간(L2) 중에 있어서도, 장착자(12)로부터의 근 전위(EMG)가 반감하고, 또 그 응답 파형이 극히 유사하여, 전(全) 기간에 있어 적절하게 보조를 행하고 있는 것을 알 수 있다.

이상 설명한 바와 같이, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 장착자(12)에 장착된 상태에 있어 당해 장착자(12) 고유의 동력학 파라미터를 파라미터 동정부(160)에 의해 동정하여, 해당 동정된 동력학 파라미터를 대입한 운동방정식(수식 (5) 등)에 근거하여 제어장치(100)에 의해 구동원(140)을 제어할 수 있기 때문에, 장착자(12)의 개인 차나 몸 상태 등의 변동요인에 의하지 않고, 제어장 치(100)가 이용하는 제어방법에 따른 효과를 발휘할 수 있다.

또한, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 근 토크 추정수단(153)에 의해 추정된 근 토크(Tm)를 대입한 운동방정식(수식 (1) 등)에 근거하여 제어장치(100)에 의해 구동원(140)을 제어할 수 있기 때문에, 장착자(12)로부터 근력이 발생하고 있는 상태에 있어서도 동력학 파라미터를 동정할 수 있으며, 당해 동력학 파라미터를 동정하기 위한 대기시간을 장착자(12)에게 필요로 하는 일없이, 상기의 효과를 발휘할 수 있다.

또한, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 생체신호 검출수단(144)에 의해 검출된 근 전위(EMG)와, 근 토크 추정수단(153)에 의해 검출된 근 토크(Tm)와의 상호 간의 게인을, 미리 설정된 설정 게인(Gs)이 되도록 조정하는 캘리브레이션부(158)를 더 구비하기 때문에, 생체신호 검출수단(144)으로부터의 검출결과에 감도 불량이나 감도 과잉이 생기는 사태를 미연에 방지할 수 있다. 그 결과, 장착자(12)의 동력학 파라미터의 동정 정밀도가 저하하는 사태를 방지할 수 있는 동시에, 구동원(140)이 발생하는 보조력이 과소 또는 과대가 되는 사태를 방지할 수 있다. 게다가, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 장착자(12)로부터 근력이 발생하고 있는 상태에 있어서도 교정을 행할 수 있으며, 당해 교정을 행하기 위한 대기시간을 장착자(12)에게 필요로 하지 않는다.

또한, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 파라미터 동정부(160)에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 중력 보상 및 관성 보상 중 적어도 어느 일방을 제어장치(100)에 적용하는 것이 가능하기 때문에, 동작 보조장치(10) 자체의 무 게가 장착자(12)에게 부담이 되는 사태나, 동작시에 있어 동작 보조장치(10) 자체의 관성이 장착자(12)에 위화감을 줄 사태를 방지할 수 있다.

또한, 본 실시예의 동작 보조장치(10)에 의하면, 파라미터 동정부(160)에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 하이브리드 임피던스 제어방법을 제어장치(100)에 적용할 수 있기 때문에, 자신을 통해 간접적이긴 하지만 장착자(12)의 특성(임피던스)을 조절한다고 하는, 종래 달성하지 못했던 것을 실현가능케 한다. 또한, 이 경우, 예를 들어 외관상의 관성이나 점성 등을 작게 하여 가볍게 동작을 실현한다고 하는 임피던스 제어 특유의 효과를 발휘할 수 있다.

또한, 상기 실시예에서는, 장착자(12)의 다리에 보조력을 부여하는 구성으로 된 동작 보조장치(10)를 일례로 하였지만, 이에 한하지 않고, 예를 들어 팔 동작을 보조하도록 구성된 동작 보조장치에도 본 발명을 적용할 수 있는 것은 당연하다.

또한, 상시 실시예에서는, 전동 모터의 구동 토크를 보조력으로 하여 전달하는 구성에 대해 설명하였지만, 전동 모터 이외의 구동원을 이용하여 보조력을 발생시키는 장치에도 적용할 수 있는 것은 당연하다.

본 국제출원은, 2005년 1월 26일에 출원한 일본특허출원 2005-18295호에 기초한 우선권을 주장하는 것으로, 2005-18295호의 전 내용을 본 국제출원에 원용한다.

Claims

장착자로부터의 생체 신호를 검출하는 생체신호 검출수단과,

장착자의 각 관절을 회전축으로 하여 사용하는 토크를 당해 장착자에 대하여 부여하는 구동원을 가진 동작 보조 장착기구와,

상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호에 따른 토크를 발생하도록 상기 구동원을 제어하는 제어수단을 가지는 장착식 동작 보조장치로서,

상기 구동원이 발생한 구동 토크를 추정하는 구동 토크 추정수단과,

상기 관절의 각 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과,

상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크 및 상기 관절 각도 검출수단에 의해 검출된 각 변위를, 장착자 고유의 동력학 파라미터를 포함하여 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식에 대입함으로써, 당해 동력학 파라미터를 동정하는 파라미터 동정(同定)수단을 구비하고,

상기 제어수단은, 상기 파라미터 동정 수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 대입한 상기 운동방정식에 기초하여, 소정의 제어방법에 따라 상기 구동원을 제어하는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
장착자로부터의 생체신호를 검출하는 생체신호 검출수단과,

장착자의 관절을 회전축으로 하여 작용하는 토크를 당해 장착자에 대하여 부여하는 구동원을 가진 동작 보조 장착기구와,

상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호에 따른 토크를 발생하도록 상기 구동원을 제어하는 제어수단을 가지는 장착식 동작 보조장치로서,

상기 구동원이 발생한 구동 토크를 추정하는 구동 토크 추정수단과,

상기 관절의 각 변위를 검출하는 관절 각도 검출수단과,

상기 구동원이 발생한 구동 토크와 장착자의 근력에 의한 근 토크가 합성된 관절 토크를 추정하는 관절 토크 추정수단과,

상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크와 상기 관절 토크 추정수단에 의해 추정된 관절 토크와의 관계에 기초하여, 장착자가 발생한 근 토크 또는 근력을 추정하는 근 토크 추정수단과,

상기 구동 토크 추정수단에 의해 추정된 구동 토크, 상기 관절 각도 검출수단에 의해 검출된 각 변위 및 상기 근 토크 추정수단에 의해 추정된 근 토크를, 장착자 고유의 동력학 파라미터를 포함하여 이루어지는 시스템 전체의 운동 방정식에 대입함으로써, 당해 동력학 파라미터를 동정하는 파라미터 동정수단을 구비하고,

상기 제어 수단은, 상기 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 대입한 상기 운동 방정식에 기초하여, 소정의 제어 방법에 따라서 상기 구동원을 제어하는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제2항에 있어서,

상기 생체신호 검출수단에 의해 검출된 생체신호와, 상기 근 토크 추정수단에 의해 추정된 근 토크 또는 근력과의 대응 관계가 미리 설정된 것으로 되도록, 양자 간의 게인(gain)을 조정하는 캘리브레이션 수단을 더 구비하는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제1항 또는 제2항에 있어서,

상기 생체신호 검출수단은, 장착자의 피부(皮膚) 상에 접착된 상태로 사용되며, 당해 장착자의 근전위를 상기 생체신호로서 검출하는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제1항 또는 제2항에 있어서,

상기 동작 보조 장착기구는,

허리벨트와,

상기 허리벨트의 우측부로부터 하방에 설치된 오른쪽다리 보조부와,

상기 허리벨트의 좌측부로부터 하방에 설치된 왼쪽다리 보조부를 가지고 있으며,

상기 오른쪽다리 보조부 및 왼쪽다리 보조부는,

상기 허리벨트를 지지하도록 하방으로 연장하여 있는 제1 프레임과,

상기 제1 프레임에서 하방으로 연장하여 있는 제2 프레임과,

상기 제2 프레임에서 하방으로 연장하여 있는 제3 프레임과,

상기 제3 프레임의 하단에 설치되며, 장착자의 다리의 안쪽(裏)이 놓이는 제4 프레임과,

상기 제1 프레임의 하단과 상기 제2 프레임의 상단과의 사이에 개재하는 제1 관절과,

상기 제2 프레임의 하단과 상기 제3 프레임의 상단과의 사이에 개재하는 제2 관절을 가지는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제5항에 있어서,

상기 제1 관절은, 장착자의 고관절과 일치하는 높이 위치에 설치되는 동시에, 상기 제2 프레임을 회전시키도록 구동력을 전달하는 제1의 구동원과, 장착자의 고관절의 각 변위를 검출하는 제1 관절 각도 검출수단을 가지며,

상기 제2 관절은, 장착자의 무릎 관절과 일치하는 높이 위치에 설치되는 동시에, 상기 제3 프레임을 회동시키도록 구동력을 전달하는 제2 구동원과, 장착자의 무릎 관절의 각 변위를 검출하는 제2의 관절 각도 검출수단을 가지는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제1항 또는 제2항에 있어서,

상기 제어수단은, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 중력 보상 및 관성 보상 중 적어도 어느 한쪽의 보상을 행하는 제어방법에 따르는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제1항 또는 제2항에 있어서,

상기 제어수단은, 파라미터 동정수단에 의해 동정된 동력학 파라미터를 이용한 임피던스 제어방법에 따르는 것을 특징으로 하는 장착식 동작 보조장치.
제7항에 기재된 제어방법을, 상기 제어수단으로서의 컴퓨터로 실행시키는 것을 특징으로 하는 제어용 프로그램.
제8항에 기재된 제어방법을, 상기 제어수단으로서의 컴퓨터로 실행시키는 것을 특징으로 하는 제어용 프로그램.