TW201940136A - 輔助裝置及其控制方法 - Google Patents

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Abstract

一個實施方式的輔助裝置輔助下肢關節動作，具備驅動部、彈性部以及曲柄機構。所述驅動部包括電動機和改變該電動機速度的變速機構，將所述電動機的旋轉運動變換為直線運動。所述彈性部至少包括：串聯彈簧，其串聯設置在變速機構與曲柄機構之間；第1並列彈簧，其設置在驅動部與腳關節部之間；以及第2並列彈簧，其設置在腳關節部與腳部之間，通過壓縮來緩和經由腳部來自對象物的衝擊，並且蓄積該衝擊力或自重力，通過伸長釋放蓄積的能量來給與用於動作輔助的施力。所述曲柄機構設置在所述驅動部與腳部之間，一邊根據腳關節角度來改變減速係數，一邊將所述直線運動變換成旋轉運動來傳遞給腳部。

Description

輔助裝置及其控制方法
本發明涉及輔助裝置及其控制方法。
輔助四肢關節動作的輔助裝置從以往開始，主要採用被動式、電子控制式以及主動式這三種類型的驅動方式。其中，在主動式中，利用電動機(motor)等驅動單元來控制肘、膝、腳腕關節的伸展彎曲角度，由此來輔助抓握、步行等動作中的關節活動。
然而，在以往的主動式輔助裝置中，為了在末端關節獲得高驅動轉矩需要使大電動機一直動作，能量效率惡化，需要容量大的電池，從該觀點出發，裝置自體存在大幅變重的趨勢。
【專利文獻1】 美國專利申請公開第2016/0158029號說明書
【專利文獻2】 韓國專利申請公開第10-2008-0075465公報
本發明所要解決的課題在於提供一種能量效率優良的輔助裝置及其控制方法。
為了解決上述課題，基於本發明所涉及的一個實施方式的輔助裝置是輔助下肢關節動作的輔助裝置，具備：驅動部，其包括電動機和改變該電動機的速度的變速機構，將所述電動機的旋轉運動變換為直線 運動；彈性部，其通過壓縮來緩和經由腳部來自對象物的衝擊，並且蓄積其衝擊力或自重力，通過伸長釋放蓄積的能量來施加用於動作輔助的施力；以及曲柄機構，其設置在所述驅動部與腳部之間，一邊根據腳關節角度來改變減速係數，一邊將所述直線運動變換給旋轉運動來傳遞給腳部。
根據基於本發明所涉及的一個實施方式的輔助裝置，因為具備設置在驅動部與腳部之間根據腳關節角度一邊改變減速係數一邊將所述直線運動變換為旋轉運動來傳遞給腳部的曲柄機構，所以能夠提供一種能夠機械實現人腳部關節的角度與轉矩關係特性，抑制電能量消耗，由此通過裝置小型化和輕量化實現了能量效率優良的輔助裝置。
另外，基於本發明所涉及的其他實施方式的輔助裝置的控制方法，是輔助下肢關節動作的輔助裝置的控制方法，所述輔助裝置具備：驅動部，其包括電動機和改變該電動機的速度的變速機構，將所述電動機的旋轉運動變換為直線運動；彈性部，其通過壓縮來緩和經由腳部來自對象物的衝擊，並且蓄積該衝擊力，通過伸長釋放蓄積的衝擊力來施加用於動作輔助的施力；以及曲柄機構，其設置在所述驅動部與腳部之間，一邊根據腳關節角度改變減速係數，一邊將所述直線運動變換給旋轉運動來傳遞給腳部，推斷在步行週期內使用者的移動狀況，根據推斷的移動狀況來控制所述驅動部，由此調整所述電動機的轉矩。
根據基於本發明所涉及的一個實施方式的輔助裝置的控制方法，因為推斷步行週期內使用者的移動狀況，根據推斷的移動狀況關係來控制所述驅動部來調整所述電動機的轉矩，所以能夠以優良的能量效率來控制輔助裝置，此外通過所述彈性部對能量的蓄積和放出能夠輔助步行。
其中，在本說明書中，“輔助”是包括代替的概念，不僅是假手或義肢這樣代替缺損四肢一部分的裝置，還適用於通過動力外骨骼(powered exoskeleton，power suit)等對關節活動進行輔助的裝置。另外，“腳關節”這一用語不限於腳腕關節，還包括膝關節或股關節等。
1、2、3、4、5‧‧‧輔助裝置
10，200‧‧‧電動機
16‧‧‧變速機構
18‧‧‧(第一)彈性部件
20‧‧‧滑件曲柄(曲柄機構)
21‧‧‧曲柄
22‧‧‧桿
24‧‧‧腳關節部
30‧‧‧制動器
50‧‧‧控制器
54‧‧‧路徑切換部
60‧‧‧電池
70‧‧‧滾珠螺桿
90‧‧‧缸
181‧‧‧蹠屈彈簧
182‧‧‧背屈彈簧
281‧‧‧並列彈簧(第二彈性部件，第1並列彈簧)
281‧‧‧並列彈簧(第二彈性部件，第2並列彈簧)
300‧‧‧腳部
310，312‧‧‧關節殼體
400‧‧‧動力骨骼
501‧‧‧IMU感測器(慣性計測感測器)
502‧‧‧絕對式編碼器(角度感測器)
BT‧‧‧帶部件
FS‧‧‧腳支撐件
SR1‧‧‧慣性計測感測器
SR2‧‧‧角度感測器
SR3‧‧‧力感測器
R‧‧‧電阻
SC‧‧‧殼體罩
SW1，SW2‧‧‧開關
圖1是表示人的步行週期的概略圖。
圖2是表示腳關節角度與蹠屈、背屈之間的關係的圖。
圖3是表示步行動作中腳關節角度與腳關節轉矩之間的關係的圖表的一例。
圖4是表示本發明所涉及的第一實施方式的輔助裝置的主要結構的方塊圖的一例。
圖5A是表示本發明所涉及的第一實施方式的輔助裝置的具體結構的立體圖。
圖5B是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的立體圖的一例。
圖6A是圖5A的A-A橫切線的截面圖。
圖6B是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的主視圖的一例。
圖7A是圖5A的B-B橫切線的截面圖。
圖7B是表示從圖7A的結構拆卸下殼體後的狀態的結構的截面圖。
圖8A是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的左側視圖。
圖8B是從圖8A所示的輔助裝置拆卸下一部分結構後的狀態的左側視圖。
圖9是本發明所涉及的第一實施方式的輔助裝置的動作的說明圖。
圖10是用於補充圖9的說明的方塊圖。
圖11是本發明所涉及的第一實施方式中將直線運動運動變換為旋轉運動的曲柄機構和其力的關係的說明圖。
圖12是表示基於減速係數影響的滑件曲柄的減速比的圖表的一例的圖。
圖13是表示腳關節角度和電動機對腳關節部的轉矩之間的關係的圖表的一例。
圖14是表示穿戴第一實施方式的輔助裝置的試驗品步行的第一受試者的樣子的照片。
圖15是表示穿戴第一實施方式的輔助裝置的試驗品步行的第二受試者的樣子的照片。
圖16是表示在圖14的受試者的實驗中進行腳關節角度為4.5°附近的蹠屈的結果和電動機電流的圖表的一例。
圖17是在表示圖15的受試者的實驗中進行腳關節角度為5.5°附近的蹠屈的結果和電動機電流的圖表的一例。
圖18是表示站立相中電動機角度在圖14的受試者的實驗中的變化的圖。
圖19是表示站立相中電動機角度在圖15的受試者的實驗中的變化的圖。
圖20是表示在圖14的受試者的實驗中電動機以及彈簧所賦予的腳關節部轉矩的圖表的一例。
圖21是表示在圖15的受試者的實驗中電動機以及彈簧所賦予的腳關節部轉矩的圖表的一例。
圖22是表示在圖14的受試者的最初的實驗中存在變速係數K的情況和不存在變速係數K的情況之間的區別的、電動機所賦予的腳關節部轉矩的圖表的一例。
圖23表示在圖14的受試者的實驗中1個步行週期中轉矩與角度的關係。
圖24表示在圖15的受試者的實驗中1個步行週期中轉矩與角度的關係。
圖25是表示第一實施方式的一個變形例的輔助裝置的主要結構的方塊圖的一例。
圖26是表示本發明所涉及的第二實施方式的輔助裝置的主要結構的主視圖的一例。
圖27是表示圖26所示的輔助裝置所具備的路徑切換部的更具體結構的電路圖。
圖28是表示圖26所示的輔助裝置所具備的路徑切換部的更具體結構的電路圖。
圖29是表示本發明所涉及的第三實施方式的輔助裝置的主要結構的方塊圖的一例。
圖30是表示本發明所涉及的第三實施方式的輔助裝置的一個變形例的 方塊圖的一例。
圖31A是表示為了比較彈性部有無的特性的區別而進行的一個實驗例的結果的圖表的一例。
圖31B是表示為了比較彈性部有無的特性的區別而進行的一個實驗例的結果的圖表的其他的一例。
圖32A是為了比較制動器有無的特性的區別而進行的一個實驗例的結果的圖表的一例。
圖32B是表示為了比較制動器有無的特性的區別而進行的一個實驗例的結果的圖表的其他的一例。
圖32C是為了比較表示制動器有無的特性的區別而進行的一個實驗例的結果的圖表的其他的一例。
圖33A是表示利用本發明所涉及的輔助裝置的實施方式的動力骨骼的一例的概略側視圖的一例。
圖33B是表示利用本發明所涉及的輔助裝置的實施方式的動力骨骼的一例的概略背面圖的一例。
以下，針對幾個實施方式參照附圖來進行說明。在附圖中，對同一個部分賦予同一個參照編號，其重複說明適當省略。該留意的是，說明書附圖用於促進對各個發明的說明和其理解，而各圖中的形狀或尺寸、比等與實際裝置之間存在著不同的部分。
另外，說明中的上下等表示方向的用語表示後述的接受腔 (socket)：如位於比腳部靠上方位置那樣配置的情況下的相對方向。因此，存在與以重力加速度方向為基準的現實方向不同的情況。
在以下，列舉將本發明所涉及的輔助裝置適用於義肢的情況為例來進說明，但是本發明不限於此，也可以適用於義肢以外的膝接頭、腳以外的四肢，例如穿戴於上肢的假手、其他動力骨骼等。
(1)第1實施方式
圖1是表示人步行週期的概略圖。如圖1所示，人的步行週期由站立相和邁步相構成。站立相是指步行中腳底至少一部分著陸於地面或地板面而施加體重至少一部分的期間。另外，邁步相是指步行中腳前掌從地面或地板面離開而接著腳跟接地為止的期間，即腳從地面或地板面離開抬起的期間。其中，地板面不限於水平面，包括高度變化的例如臺階的樓梯等。在本說明書中，地面或地板面與例如“對象物”對應。
如圖1的站立相所示，在人步行動作中，首先使腳跟與地面或地板面接地(1)，之後體重從腳跟向腳和前方移動(2)，接著從腳尖踢蹬地面或地板面(3)，接著腳整體從地面或地板面離開(4)。
圖2是表示腳關節角度與背屈、蹠屈之間的關係的圖。取垂直方向，即取從平坦地面或地板面90°的方向為基準，將相比於基準方向腳尖向腳底(腳底面)一側的彎曲稱為“蹠屈”，將向腳背(腳背面)一側彎曲稱為“背屈”。在蹠屈中，腳的方向在與地面或地板面之間所成的角度小於90°，在背屈中，腳的方向與地面或地板面之間所成的角度大於90°(參照圖1)。
圖3是表示步行動作中腳關節角度與腳關節的轉矩之間的 關係的圖表的一例。在此，在與步行的地面或地板面垂直(即與地面或地板面之間成為90°的角度)的情況下，將腳關節角度定義為0°(中立)。因此，腳關節角度取正值的情況為背屈，取負值的情況為蹠屈。如圖3所示，從腳跟接地(1)到腳底平坦(2)，腳關節轉矩幾乎為0，但是伴隨著背屈使體重向前方移動((2)~(3))，腳關節轉矩的值(絕對值)増大，踢蹬地面或地板面(3)後，由於蹠屈腳關節角度増大，腳關節轉矩的值(絕對值)減小。
人通過腳的腳尖在將要從地面或地板面離開時以腳部踢蹬地面來前進。該動作被稱為“推進(push off)”，如圖3所示，推進時需要大能量。
圖4是表示本發明所涉及的第一實施方式的輔助裝置的主要結構的方塊圖的一例。本實施方式的輔助裝置1具備電動機10、變速機構16、彈性部18、滑件曲柄20以及腳關節部24。滑件曲柄20包括桿22和曲柄21。桿22的一端與驅動部的缸(Cylinder)90(參照圖7A)的前端連結，桿22的另一端與曲柄21的一端連結。缸90收納滾珠螺母72、蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182(參照圖7A)。缸90與其蓋92一起構成直線運動運動單元。曲柄21的另一端與腳關節部24的旋轉軸(未圖示)連結。通過直線運動運動單元的直線(滑動)運動，位於桿22的直線運動運動單元側相反側的另一端通過與曲柄21的連結來進行圓周運動。由此，曲柄21以腳關節部24的旋轉軸(未圖示)為中心旋轉，其結果，進行腳部300的背屈、蹠屈動作。輔助裝置1的兩端部中的電動機10側的端部與未圖示的接受腔或膝義肢結合。
電動機10與電池60(參照圖8A)連接進行旋轉運動。電動機10經由變速機構16與滾珠螺桿70(參照圖6)連接，由此，電動機10的旋轉運動被變換成直行運動。收納滾珠螺桿70的滾珠螺母72的缸90與滑件曲柄20連接，其直行運動被變換成旋轉運動。
腳關節部24與滑件曲柄20的曲柄21連接，由此滑件曲柄20的旋轉運動被傳遞給腳關節部24，來實現腳部300的穿戴者的前進。腳關節部24在本實施方式中例如與“活動部”對應。
彈性部18配設在接受腔(未圖示)與滑件曲柄20之間，緩和腳部300在地面或地板面著地時的衝擊，並且蓄積其衝擊力，當腳部300踢蹬地面或地板面時，釋放蓄積的衝擊力來對腳部300給與施力。
感測器SR1~SR3包括慣性計測感測器SR1、角度感測器SR2以及力感測器SR3。慣性計測感測器SR1通過檢測輔助裝置1的角速度以及加速度來檢測輔助裝置1的行進速度。角度感測器SR2檢測腳部300的腳關節角度。力感測器SR3除了檢測由於穿戴者對腳部300施加的體重而來自地面或地板面的力(反作用力)的大小，還通過檢測腳部300的Y軸力矩，來檢測腳部300的背面的旋轉(扭曲)。感測器SR1~SR3與控制器50連接，將各種檢測信號發送給控制器50。
控制器50與電動機10、變速機構16以及制動器30連接，對從感測器SR1~SR3發送來的檢測信號進行處理，來推斷腳部300位於哪個步行週期，即位於站立相以及邁步相中的哪個位置。
制動器30按照從控制器50送來的控制信號，通過摩擦力對電動機10的旋轉進行制動。在本實施方式中，控制器50例如與“控制部” 對應，制動器30例如與“制動部”對應。
並且，電動機10按照從控制器50送來的控制信號，進行動作、停止或轉速的變更等，從而進行從電動機傳遞來的減速機構的轉速調整。
(具體結構)
下面，針對本實施方式的輔助裝置1的更具體結構，參照圖5A至圖8B來進行說明。
圖5A是輔助裝置1的立體圖的一例，圖5B是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的立體圖的一例，圖6A是沿著圖5A的A-A線的截面圖，圖6B是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的主視圖的一例，圖7A是沿著圖5A的B-B線的截面圖，圖7B表示從圖7A的結構拆卸下殼體後的狀態的結構的截面圖。另外，圖8A是表示從圖5A所示的輔助裝置拆卸下殼體後的狀態的具體結構的左側視圖，圖8B是從圖8A所示的輔助裝置拆卸下一部分後的結構狀態的左側視圖。其中，在圖8A中，為了能夠識別控制基板，而設置了假想開口。
如圖5A至圖8B所示，輔助裝置1通過設置在頂部的金字塔連接器能夠與未圖示的接受腔連結，另外通過在其底部設置的腳關節部24與腳部300能夠連結地構成，由此就能夠構成義肢。殼體210被配設成覆蓋從金字塔連接器的一部分到滾珠螺桿支持板270(參照圖8A，8B)的一部分，由此保護輔助裝置1的要部避免受到與外部的接觸和碰撞。
輔助裝置1的具體結構如以下這樣。
即，輔助裝置1具備電動機10、變速機構16、滾珠螺桿70、滑件曲柄20、腳關節部24、制動器30、控制器50、IMU(Inertial Measurement Unit)感測器501、絕對式編碼器502以及力感測器SR3。
IMU感測器501是慣性計測感測器SR1的一個具體例，在本實施方式中，在控制器50上內置在控制基板CS上，通過檢測輔助裝置1的角速度以及加速度來檢測輔助裝置1的行進速度。
絕對式編碼器502是角度感測器SR2的一個具體例，安裝在腳關節部24上檢測腳部300的腳關節角度。
力感測器SR3安裝在輔助裝置1的上部，檢測義肢穿戴者對腳部300施加體重而來自地面或地板面的反作用力的大小。力感測器SR3另外還通過檢測腳部300的Y軸力矩來檢測腳部300的背面的旋轉(扭曲)。
電動機10被來自電池60的供電而驅動，經由變速機構16來使滾珠螺桿70沿著正反方向旋轉。其中，無需在輔助裝置自體中內置電池，例如還能夠利用商用電源通過來自外部的供電來驅動電動機10。滾珠螺桿70如圖7所示，通過滾珠螺桿固定板274和滾珠螺桿支持板270上下固定。在本實施方式中，電動機10、變速機構16以及滾珠螺桿70例如與“驅動部”對應。
制動器30在本實施方式中如圖7所示，安裝在電動機10的旋轉軸的上端(接受腔側)，接受來自控制器50的指令信號而開啟，從而以機械摩擦力來延緩電動機10的動作。制動器30在本實施方式中例如與“制動部”對應。
滾珠螺母72的結構是，根據滾珠螺桿70的旋轉，在直線 方向、圖7中為上下方向，進行往復運動。
彈性部18通過隔著與滾珠螺母72對應的位置而在上下配設的2個彈簧即蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182而構成。
線性引導件LG如圖8A、8B所示，包括直線運動部73和固定部74，彈性部18構成為經由固定部74與直線運動部73連結而一體移動。
滑件曲柄20將直線運動單元的直線運動變換到旋轉運動來旋轉腳關節部24。
(動作)
下面，針對本實施方式的輔助裝置1的動作，參照圖9至圖13來進行說明。
圖9是本發明所涉及的第一實施方式的輔助裝置的動作的說明圖。紙面下側的圖表表示腳關節角度與步行週期的關係，橫軸由站立相A和邁步相B構成，表示腳部300從著地準備的經過時間，縱軸表示腳關節部24的腳關節角度。如與圖3關聯已經說明的那樣，腳關節角度的0°表示驅動部的滾珠螺桿70的直行運動的方向與地面或地板面成90°情況，該狀態被定義為中立狀態。在本實施方式中，站立相A例如與“第1相”對應，邁步相B例如與“第2相”對應。
站立相A根據步行階段而區分為從站立相A1到站立相A4。站立相A1表示從著地準備到著地為止的從中立狀態到蹠屈的階段，站立相A2在著地後從腳部300的後端(腳跟部分)朝向前端(腳掌部分)穿戴者開始將體重移動到腳部300的背面整體與地面G接觸為止的階段， 即從蹠屈到大致中立的狀態為止的階段。另外，站立相A3表示從大致中立的狀態到移向背屈腳關節角度増加的階段，站立相A4表示腳關節角度最大而腳部300踢蹬(push off)地面G後腳關節角度急劇減小進而腳部300的整體從地面G遠離為止的階段。
圖10是水準步行的控制流程的概略圖的一例。P4~P1與站立相A1對應，P1~P2與站立相A2對應，P2~P3與站立相A3對應，P3~P4與站立相A4對應。
控制器50通過對從絕對式編碼器502、IMU感測器501以及力感測器SR3送來的檢測信號進行處理，來推斷腳部300位於哪個步行階段，進行制動器30的開啟和關閉。
首先，通過對來自力感測器SR3的檢測信號進行處理來推斷腳部300是位於站立相A還是位於邁步相B。該推斷在本實施方式中例如與“第1階段”對應。在能夠推斷為腳部300位於邁步相B(參照圖10的P4)的情況下，如果根據來自絕對式編碼器502的檢測信號而腳關節角度為0°，則控制器50推斷穿戴者進入了著地準備而對制動器30發送指令信號來啟動制動器30。由此，利用制動器30的保持力，電動機10不動作。從腳部300的腳跟部分接地到通過制動器的保持力，滾珠螺桿70的滾珠螺母72不活動，而通過穿戴者的體重施加來壓縮蹠屈彈簧181使得重力能量被蓄積到彈簧。由此，實現站立相A1的蹠屈角度(參照圖10的P1)。當進入站立相A2，則蹠屈彈簧181釋放伸長，腳關節角度回到中立狀態(0°)。即便在站立相A3，通過制動器的保持力滾珠螺母72不活動，但是伴隨著向前方的體重移動而背屈彈簧182壓縮重力的能量被蓄積到彈簧182。由 此，實現站立相A3的背屈角度(參照圖10的P2)。
控制器50根據從絕對式編碼器502、IMU感測器501以及力感測器SR3送來的檢測信號的處理來推斷腳部300是位於站立相A3的哪個階段。更具體地，將來自力感測器SR3的Fz(F的垂直方向分量)的值、My(Y軸方向的力矩)的值、來自絕對式編碼器502的腳關節角度的值與各個第1基準值進行比較，在3個值全部超過第1基準值的情況下推斷為腳部300位於站立相A3的後半程。接著，控制器50在通過監視來自IMU感測器501的加速度的值而判定為腳部300前進的基礎上，根據力感測器SR3的Fz的值，監視穿戴者是否施加了大的體重，根據絕對式編碼器502的腳關節角度的值，監視背屈角度是否為最大，在分別超過第2基準值的時間點推斷為腳部300進入站立相A4，對制動器30發送指令信號來關閉制動器30。由此，電動機10恢復本來的旋轉力，經由變速機構16、滾珠螺桿70以及滑件曲柄20，通過腳關節部24來產生大反作用力，接著蹠屈彈簧181的釋放(放開)的伸長力而接受大施力來輔助裝置1前進(參照圖10的P3)。
這樣，檢測腳部300與地面G的關係來控制制動器30的開啟和關閉的動作在本實施方式中例如與“第2階段”對應。
之後，經過最大的蹠屈角度，腳部300進入邁步相B(參照圖10的P4)變成中立狀態後，通過來自控制器50的指令信號再次啟動制動器。根據本實施方式，即便是小電動機也能夠在踢蹬時輸出大功率，能量效率提高了。
如果提及針對本實施方式的輔助裝置1的減速比，則滑件曲 柄20的減速比如下述式這樣。
在此，Nm是變速機構16的電動機10側滑輪的齒數，Nb是變速機構16的滾珠螺桿70側滑輪的齒數，Lb是滾珠螺桿70的導軌長度，R是腳關節部24的臂長，K是滑件曲柄20的減速係數。
滑件曲柄的減速係數K如下述這樣表示。
在此，如圖11所示那樣，α是腳關節部24的臂與垂直方向的角度，β是垂直方向與桿22的角度。其中，在圖11中，“FSEA”是來自驅動部的直線運動的力，“L”是滑件曲柄20的桿22的長度，“R”是腳關節部24的臂長度，“D”是從腳關節部24的中心的偏移量。減速係數K的影響導致的滑件曲柄的減速比的變化如圖12的圖表那樣。因為存在滑件曲柄的減速係數K，所以減速比根據腳關節角度而増加，但是在沒有K的情況下，減速比與腳關節角度沒有關係，是恒定的。當對電動機轉矩乘以減速比時，就能夠算出電動機的關節部轉矩。
圖13是表示腳關節角度與電動機對腳關節部的轉矩之間的關係的圖表的一例。在圖13中，橫軸表示腳關節部24的腳關節角度，縱 軸表示1安培的電動機電流的腳關節部轉矩。如圖13所示，圖表描繪了平緩曲線，能夠得到與理想的角度轉矩接近的曲線。從這一方面也可以知曉，根據本實施方式的輔助裝置1，能夠以小電流輸出到達圖3的最大背屈的轉矩。
這樣，根據基於本實施方式的輔助裝置，蓄積彈簧的自重能量，必要時與電動機的輸出一起來釋放其能量，因此即便是小驅動部也能夠輸出大功率，能量效率提高。另外，能夠機械性實現靠近人關節部的角度和轉矩的關係，能夠從電動機減小必要的轉矩，因此能夠使得輔助裝置自體小型化和輕量化。
(實驗結果)
針對使用本實施方式1所涉及的輔助裝置1的試驗品而得到的實驗結果，在以下進行說明。
圖14以及15是表示橫切線部位不同的二個人的下肢橫切線者S1、S2穿戴輔助裝置1的試驗品在跑步機上步行時的樣子的照片。下肢橫切線者S1、S2分別是年齡25歲、30歲，身高180cm、170cm，體重60kg、63kg的男性，以時速4.5Km以及4Km在跑步機上步行，通過感測器來進行測定。圖16以及圖17是表示著地後為了增加腳與地面的接觸面積而使腳關節角度分別進行4.5°以及5.5°附近的蹠屈的結果的圖表的示例。為了確保中立位置，電動機角度幾乎為0°，4.5°、5.5°附近的蹠屈以基於蹠屈彈簧自重而產生的彎曲來控制，這有助於腳跟接地時的衝擊吸收。在最初蹠屈後，從彈簧釋放到腳關節角度變成中立為止，開始背屈。腳部在8°以及12°的最大背屈為止由於蹠屈彈簧自重而產生的彎曲而背屈。最大背屈後，蹠 屈彈簧釋放而回到中立位置。在該過程中電動機的角度依然幾乎為0°。到中立位置為止腳部進行第二次蹠屈，則電動機被使用於腳部推進，腳關節角度成為最大蹠屈，電動機角度也為最大。通過最大蹠屈後的位置控制，來使得腳關節角度回到中立位置。
圖18以及圖19表示在站立相A1至A3之間電動機電流非常小，站立相A4的最大蹠屈中電動機電流達到峰值。
圖20以及圖21是針對受試者S1、S2分別表示電動機、彈簧所賦予的腳關節轉矩和合計的腳關節部轉矩的示例。儘管各受試者S1、S2的體重沒有較大差異，但是因為彈簧轉矩不同，所以腳關節部最大轉矩完全不同。在各實驗中，最大背屈分別為約8°以及約12°，因此彈簧轉矩完全不同。電動機所給與的腳關節部轉矩因為圖22所示的減速係數K而不同。在被施力的蹠屈得到了更大轉矩，這就意味著，與以往機構相比，因為降低了必要的電動機轉矩，該機構的可變減速比優良。圖23以及圖24分別表示在受試者S1、S2的實驗中1個步行週期的轉矩和角度的關係。需要留意在站立相A3，蹠屈彈簧因受試者的體重而壓縮，能量被蓄積在彈簧中，最大背屈後釋放(放開)，通過最大背屈的蹠屈彈簧來施加腳關節部的轉矩。這就表示，通過背屈彈簧釋放的能量在被施力的背屈中從電動機要求的功率變弱，在該相中蓄積了系統能量。在臨床上得到了回饋，通過試驗品的反作用力推進能夠幫助受試者更簡單地前進。
(變形例)
在上述實施方式中，針對在電動機10的旋轉軸的兩端的中上端(接受腔側)安裝制動器30為例進行了說明，但是制動器30的位置不限於此，例 如如圖25所示的輔助裝置2所示，也能夠安裝在電動機10的旋轉軸的下端(腳部側)。輔助裝置2的其他結構與上述輔助裝置1實質上相同，其控制方法以及動作效果也實質上相同，因此省略重複說明。
(2)第2實施方式
在上述實施方式中，作為電動機10的制動部利用制動器30，以機械摩擦力減小了電動機10的轉速，但是作為電動機10的制動單元不限於此，例如通過電動機10的短路將電動機旋轉能量變換為電能，由此還存在對電動機的旋轉施加制動的方法。以下，列舉具有這樣結構的輔助裝置的一個實施方式來進行說明。
圖26是表示本發明所涉及的第二實施方式輔助裝置3的主要結構的方塊圖的一例。與圖4的對比顯而易見，本實施方式的輔助裝置3在第1實施方式的輔助裝置1的結構中，取代制動器30而具備路徑切換部54。路徑切換部54包括電阻R，設置在電動機10與電池60之間，與控制器50連接，從控制器50送來控制信號在電動機10與電池60之間切換連接/非連接。
圖27以及28是表示路徑切換部54的更具體結構的電路圖。路徑切換部54包括切換開關SW1、SW2和電阻R。不進行電動機10的制動的情況(與第1實施方式的制動器關閉對應)下，如圖27所示，切換開關SW1、SW2連接電動機10和電池60，開放電阻R的兩個端子與電動機10的連接，來實現從電池60對電動機10的供電。另一方面，在進行電動機10的制動的情況(與第1實施方式的制動器開啟對應)，如圖28所示，開放電池60與電動機10的連接而連接電阻R的兩個端子和電動機10。 由此，電動機10成為短路狀態，電動機10成為發電動機，將切換時的旋轉能量變換成電能，由此對電動機10施加制動。電阻R的值能夠根據必要的制動程度而任意決定。路徑切換部54在本實施方式中例如與“切換部”對應。本實施方式的輔助裝置3的其他結構、動作以及控制方式與圖4所示的輔助裝置1實質上相同，因此省略重複說明。
根據基於上述實施方式的輔助裝置的控制方法，即便是小驅動部也能夠輸出大功率，能量效率提高。另外，能夠實現與人接近的關節部的角度和轉矩的關係，實現安全動作。
(3)第3實施方式
圖29表示本發明所涉及的第三實施方式的輔助裝置的主要結構示方塊圖的一例。
在上述實施方式中，作為彈性部串聯連接蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182，配置在變速機構與曲柄機構之間，例如缸90(圖7A參照)內，通過這些彈簧來蓄積自重能量，必要時與電動機輸出一起來釋放該能量從而輔助踢蹬。
然而，優選這樣的彈簧施力越大越好。
本實施方式所示的輔助裝置4除了缸90內的蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182以外，還具備在驅動部與腳部之間，例如驅動部與腳關節部之間與所述驅動部、曲柄機構並列設置的並列彈簧。
更具體地，為了覆蓋腳關節部24而在腳部300上設置關節殼體310，在該關節殼體310的頂面和收納驅動部的滾珠螺桿70的缸90的底面之間穿戴並列彈簧281。本實施方式的輔助裝置4的其他結構與圖4所 示的輔助裝置1實質相同。
作為並列彈簧281的材料，缸90內的蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182相同，也可以利用壓縮和反作用力更為優良的材料。
根據本實施方式，通過這樣將並列彈簧配置在腳部300與缸90之間，能夠在步行動作中進一步得到施力，除了能夠更平穩且安全步行之外，通過並行彈簧追加的施力能夠相應地減小電動機負載，能夠進一步實現能量效率以及裝置輕量化。
(變形例)
在圖29所示的本實施方式中，列舉了在缸90的底面與關節殼體310的頂面之間穿戴並列彈簧281的例子，但是作為並列彈簧的配置位置不限於此，例如也可以配置在關節殼體與腳部之間。
圖30是表示本實施方式的一個變形例的方塊圖的一例。該圖所示的輔助裝置5具備在腳關節部24與腳部300之間，更具體地，在關節殼體312與腳部300之間，配置與滑件曲柄20並列穿戴的並列彈簧282。本變形例的輔助裝置5的其他結構與圖4所示的輔助裝置1實質上相同。
針對並列彈簧282的材料，並列彈簧281或蹠屈彈簧181以及背屈彈簧182相同，也可以利用壓縮、反作用力更為優良的材料。
通過在這樣的位置配置並列彈簧282，與圖29所示的輔助裝置4同樣地，能夠在步行動作中進一步得到施力，能夠更為平穩且安全步行，通過基於並行彈簧追加的施力能夠相應地減小電動機的負載，能夠進一步實現能量效率以及裝置的輕量化。
在本實施方式中，並列彈簧281、282例如與“第1並列彈 簧”、“第2並列彈簧”分別對應，並且，雙方例如與“第二彈性部件”對應。其中，缸90內的串聯彈簧181、182，例如與“第一彈性部件”對應。
在本實施方式中，為了有助於容易理解，而針對了在第一個實施方式的結構中追加並列彈簧281或282的方式進行了說明，但是不限於此，例如針對變形例的輔助裝置2、實施方式2的輔助裝置3的結構也能夠同樣地追加並列彈簧281或282。
在此，需要注意，本發明所涉及的輔助裝置不限於僅具備串聯彈簧181、182的情況(上述輔助裝置1~3)、以及具備串聯彈簧181、182以及並列彈簧281或並列彈簧282的情況(本實施方式的輔助裝置4、5)，也可以根據要求標準，在僅具備並列彈簧281、282的情況下，並且不具有串聯彈簧181、182以及並列彈簧281、282中的任一個情況下均能夠使用。
(4)比較實驗
針對彈性部有無以及制動器有無的特性的區別，分別進行了比較實驗。以下，參照圖面進行說明。
(a)彈性部的有無
通過在跑步機上以3.5km/h步行實驗，取得具備上述實施方式的彈性部的情況、和利用彈簧常數無限大的鋁管(Aluminum pipe)取代該彈性部的情況的特性比較。作為特性，列舉了最大電流量和腳關節角度來記錄。
圖31A表示取代彈簧等的彈性要素，利用鋁管的輔助裝置的一例的實驗結果，圖31B表示利用了彈簧常數760N/mm的彈性部的輔助裝置的一例。
通過兩圖的比較可以知曉，通過從鋁管變更到彈簧常數 760N/mm的彈性部，借助彈性要素的能量蓄積和放出的效果，最大電流值從13.5A大幅改善到7A。並且，以圖31B的箭頭AR1、AR2所示那樣，在具備彈性部的本實驗例中，以約5°的蹠屈來吸收來自對象物的衝擊，約11度的背屈彈性部蓄積能量。
(b)制動器的有無
在圖32A至圖32C所示的本發明所涉及的輔助裝置的實施方式中，驗證與制動器有無對應的電流特性的變化的一個實驗例的結果。圖32A以及圖32B表示與能動模式的制動器有無對應的電流特性的一個變化例，圖32C表示存在制動器的情況下的受動模式的電流特性的一例。
通過圖32A以及圖32B的對比可以明瞭，在沒有制動器的情況下，需要從電動機引出保持力，因此即便在站立相也產生了能量消耗(參照箭頭AR11)。
另一方面，在輔助裝置具備制動器的情況下，因為從制動器得到了保持力，所以電動機在站立相不動作(參照箭頭AR12)。因此，在站立相沒有能量消耗，相應地提高了能量效率，具有這樣的優點。
並且，如圖32C所示，在受動模式中，在輔助裝置具備制動器的情況下，因為從制動器得到的保持力，自重力使得彈性部變形而在站立相實現了約5°的蹠屈(箭頭AR21)、約11度的背屈(箭頭AR22)。這就意味著，即便使用途中電池耗盡了，如果切換到受動式也會無障礙地持續使用。這樣，即便是能動式的義肢，通過具備制動器，通過從能動式向受動式的模式切換，因為能夠一直使用，所以提供了包括實用性極度優良的混動義肢的輔助裝置。
(5)動力骨骼
圖33A以及圖33B所示利用了本發明所涉及的輔助裝置的實施方式的動力骨骼的一例。本例的動力骨骼400利用圖4所示的實施方式的輔助裝置1來實現。動力骨骼400除了包括電動機10、制動器30、變速機構16、彈性部18、滑件曲柄20以及腳關節部24的輔助裝置1之外，還具備：覆蓋輔助裝置1而保護其的殼體罩SC；在頂面支撐輔助裝置1並且具有能夠載置使用者鞋的尺寸的腳支撐件FS；以及用於將動力骨骼400固定在使用者腳腕的帶部件BT。其中，為了使得裝置結構的容易理解，而在圖33A的側視圖中省略了殼體罩SC的描寫。
這樣，根據本實施例，利用上述實施方式的輔助裝置，因此能夠提供一種能量效率優良的輕量實用性高的動力骨骼。
在本例中，表示了使用圖4所示的輔助裝置1的示例，但是不限於此，利用其他任意實施方式的輔助裝置也能夠構成動力骨骼。
以上，針對本發明所涉及的輔助裝置以及輔助方法的實施方式進行了說明，但是本發明不限於此，能夠進行各種改良和變形來使用。例如，在上述實施方式中，列舉了將本發明所涉及的輔助裝置適用於義肢的情況為例來進行了說明，但是本發明不限於此，是進行輔助對象的關節動作的裝置即可，除了義肢以外例如也可以在假手上安裝使用。該情況下，例如壁、臺階等與“對象物”對應，將對其的抵接、按壓作為管理參數，來對制動部的開啟/關閉進行控制。
另外，在上述實施方式中，針對具備制動器30、路徑切換部54等制動部的情況進行了說明，但是本發明不限於此，例如即便不具備制 動部，只要具備慣性計測感測器SR1、角度感測器SR2以及力感測器SR3等感測器，和對來自這些感測器的檢測信號進行處理的控制部，就能夠推斷對象物對活動部的接觸/非接觸以及接觸中的移動階段，因此通過將推斷的資訊回饋給穿戴者，能夠充分助力於穿戴者容易地進行動作。
並且需要留意，制動部、上述感測器以及控制部以及彈性部不是必須的結構要件，即便在不具備這些結構的情況下，僅具備電動機、驅動部以及所述驅動部與腳部之間設置的曲柄機構，就能夠充分地實現安全步行、高能量效率以及裝置輕量化。

Claims (11)

  1. 一種輔助裝置，輔助下肢關節動作，其具備：驅動部，其包括電動機和改變該電動機的速度的變速機構，將所述電動機的旋轉運動變換為直線運動；彈性部，其通過壓縮來緩和經由腳部來自對象物的衝擊，並且蓄積其衝擊力或自重力，通過伸長釋放蓄積的能量來施加用於動作輔助的施力；以及曲柄機構，其設置在所述驅動部與腳部之間，一邊根據腳關節角度來改變減速係數，一邊將所述直線運動變換成旋轉運動來傳遞給腳部。
  2. 根據請求項1所述的輔助裝置，還具備控制部，其中，所述控制部推斷在步行週期內使用者的移動狀況，根據推斷的移動狀況來控制所述驅動部，由此來調整所述電動機的轉矩。
  3. 根據請求項2所述的輔助裝置，還具備感測器，其中，所述感測器檢測該輔助裝置與對象物的關係來輸出信號，所述控制部分析來自所述感測器的信號來推斷所述移動狀況。
  4. 根據請求項3所述的輔助裝置，還具備：活動部，其將所述旋轉運動傳遞給腳部，帶來蹠屈或背屈；以及制動部，其對所述驅動部的運動進行制動，所述感測器包括：第1感測器，其檢測角速度和加速度；第2感測器，其檢測所述活動部的旋轉角度；以及第3感測器，其檢測來自所述對象物的反作用力， 所述控制部基於來自所述第1感測器至第3感測器的信號，來控制所述制動部。
  5. 根據請求項4所述的輔助裝置，其中，該輔助裝置與所述對象物的關係包括位置關係，所述控制部根據所述第3感測器的信號推斷所述活動部是位於靠近所述對象物的第1相還是所述活動部位於從所述對象物遠離的第2相，在推斷為所述活動部位於所述第2相的情況下且根據來自所述第2感測器的信號所述旋轉角度為0°時，所述制動部啟動制動，在推斷為所述活動部位於所述第1相的情況下且對來自所述第1感測器至第3感測器的信號進行處理而得到的第1值至第3值超過預定基準值的情況下，所述制動部關閉制動。
  6. 根據請求項4或5所述的輔助裝置，其中，所述制動部包括在所述電動機的旋轉軸的兩端中的至少一端安裝的制動器。
  7. 根據請求項4或5所述的輔助裝置，其中，所述制動部包括對電流向所述電動機的供給和所述電動機的短路進行切換的切換部，通過所述電動機的短路來將旋轉能量變換成電能，由此來降低所述電動機的轉速。
  8. 根據請求項1至7中任一項所述的輔助裝置，其中，所述彈性部包括第一彈性部件和第二彈性部件中的至少任一個，所述第一彈性部件設置在所述變速機構與所述曲柄機構之間，所述第二彈性部件在所述驅動部與腳部之間，與所述曲柄機構並行設 置。
  9. 根據請求項8所述的輔助裝置，還包括腳關節部，其中，所述腳關節部與所述曲柄機構連接，來將所述曲柄機構的旋轉運動傳遞給腳部，所述第二彈性部件包括設於所述驅動部與所述腳關節部之間的第1並列彈簧和設於所述腳關節部與所述腳部之間的第2並列彈簧中的至少任一個。
  10. 根據請求項4至9中任一項所述的輔助裝置，還包括義肢，其中，所述義肢具有主動式和被動式這2種模式，並且所述義肢是混動動力義肢，通過具備所述制動部，在使用途中電池耗盡的情況下，通過從主動式向被動式的模式切換，能夠一直使用，實用性特別優良。
  11. 一種控制方法，是輔助下肢關節動作的輔助裝置的控制方法，其中，所述輔助裝置具備：驅動部，其包括電動機和改變該電動機的速度的變速機構，將所述電動機的旋轉運動變換為直線運動；彈性部，其通過壓縮來緩和經由腳部來自對象物的衝擊，並且蓄積其衝擊力，通過伸長釋放蓄積的能量來給與用於動作輔助的施力；以及曲柄機構，其設於所述驅動部與腳部之間，一邊根據腳關節角度來改變減速係數一邊將所述直線運動變換給旋轉運動來傳遞給腳部，推斷步行週期內使用者的移動狀況，根據推斷的移動狀況來控制所述驅動部，由此調整所述電動機的轉矩，之外通過所述彈性部對能量的蓄積和放出來輔助步行。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI783452B (zh) * 2021-04-20 2022-11-11 得圓開發股份有限公司 輔助背架支撐穿戴式外骨骼

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114126547B (zh) * 2019-09-17 2022-10-28 健行仿生株式会社 辅助装置以及假肢

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20060069336A1 (en) * 2004-09-27 2006-03-30 Massachusetts Institute Of Technology Ankle interface
US11278433B2 (en) * 2005-03-31 2022-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prosthesis
JP2007054086A (ja) * 2005-08-22 2007-03-08 Kochi Univ Of Technology 動作補助用装具
US7485152B2 (en) 2005-08-26 2009-02-03 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic leg having electronically controlled prosthetic knee with regenerative braking feature
US8852292B2 (en) 2005-09-01 2014-10-07 Ossur Hf System and method for determining terrain transitions
KR100924843B1 (ko) * 2007-02-12 2009-11-02 연세대학교 산학협력단 마비환자의 족하수 및 발끌림 방지를 위한 능동형 단하지보조기
JP5539223B2 (ja) * 2007-12-26 2014-07-02 レックス バイオニクス リミテッド 移動補助具
KR100924842B1 (ko) 2008-07-04 2009-11-02 연세대학교 산학협력단 마비환자의 족하수 및 발끌림 방지를 위한 능동형 단하지보조기의 제어방법
US8058823B2 (en) * 2008-08-14 2011-11-15 Tibion Corporation Actuator system with a multi-motor assembly for extending and flexing a joint
EP3219295B1 (en) * 2008-09-04 2023-11-15 Otto Bock HealthCare LP Hybrid terrain-adaptive lower-extremity systems
CA2776467A1 (en) * 2008-10-10 2010-04-15 Peter Forsell Fastening means for implantable medical control assembly
IT1396692B1 (it) 2009-11-18 2012-12-14 Rizzoli Ortopedia S P A Struttura di protesi per amputati agli arti inferiori.
US9289317B2 (en) * 2012-03-14 2016-03-22 Vanderbilt University Coordinating operation of multiple lower limb devices
US10441439B2 (en) * 2012-05-15 2019-10-15 Vanderbilt University Stair ascent and descent control for powered lower limb devices
AU2015360683B2 (en) 2014-12-08 2019-11-21 Rehabilitation Institute Of Chicago Powered and passive assistive device and related methods
FR3034660B1 (fr) * 2015-04-07 2022-06-10 Wandercraft Exosquelette comprenant une liaison mecanique de cheville avec deux axes de pivotement
JP6543101B2 (ja) 2015-06-09 2019-07-10 学校法人 早稲田医療学園 義足
CN107921631B (zh) * 2015-06-22 2022-04-22 马里兰大学巴尔的摩分校 用于在受损脚踝的运动阶段期间提供经济的、便携的进行欠缺调节的适应性辅助方法和设备
KR102458112B1 (ko) 2015-12-03 2022-10-24 가와사끼 쥬고교 가부시끼 가이샤 2자유도의 구동 기구
WO2017222623A2 (en) * 2016-04-07 2017-12-28 REHABILITATION INSTITUTE OF CHICAGO d/b/a Shirley Ryan AbilityLab Polycentric powered ankle prosthesis
CN107397615B (zh) * 2017-07-25 2019-02-22 北京航空航天大学 一种基于闭式液压驱动系统的单自由度主动式踝关节假肢

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI783452B (zh) * 2021-04-20 2022-11-11 得圓開發股份有限公司 輔助背架支撐穿戴式外骨骼

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Publication number Publication date
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