WO2020195446A1 - 歩行動作補助装置 - Google Patents

歩行動作補助装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2020195446A1
WO2020195446A1 PCT/JP2020/007311 JP2020007311W WO2020195446A1 WO 2020195446 A1 WO2020195446 A1 WO 2020195446A1 JP 2020007311 W JP2020007311 W JP 2020007311W WO 2020195446 A1 WO2020195446 A1 WO 2020195446A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
hip joint
thigh
angle
walking
angular velocity
Prior art date
Application number
PCT/JP2020/007311
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
高橋　玲
幸伸 牧原
澤田　祐一
善之 東
光司 大畑
Original Assignee
サンコール株式会社
国立大学法人京都工芸繊維大学
国立大学法人京都大学
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by サンコール株式会社, 国立大学法人京都工芸繊維大学, 国立大学法人京都大学 filed Critical サンコール株式会社
Priority to EP20778431.5A priority Critical patent/EP3949927A4/en
Priority to CN202080024199.5A priority patent/CN113677306B/zh
Priority to US17/442,917 priority patent/US20220175608A1/en
Publication of WO2020195446A1 publication Critical patent/WO2020195446A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H3/00—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H1/00—Apparatus for passive exercising; Vibrating apparatus; Chiropractic devices, e.g. body impacting devices, external devices for briefly extending or aligning unbroken bones
    • A61H1/02—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising
    • A61H1/0237—Stretching or bending or torsioning apparatus for exercising for the lower limbs
    • A61H1/024—Knee
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
    • G16H20/30—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to physical therapies or activities, e.g. physiotherapy, acupressure or exercising
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
    • G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
    • G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H3/00—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about
    • A61H2003/007—Appliances for aiding patients or disabled persons to walk about secured to the patient, e.g. with belts
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/12—Driving means
    • A61H2201/1207—Driving means with electric or magnetic drive
    • A61H2201/1215—Rotary drive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5064—Position sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H2201/00—Characteristics of apparatus not provided for in the preceding codes
    • A61H2201/50—Control means thereof
    • A61H2201/5058—Sensors or detectors
    • A61H2201/5069—Angle sensors

Definitions

  • the present invention relates to a walking motion assisting device.
  • a walking motion assisting device equipped with an actuator such as an electric motor that assists the movement of the legs has been proposed as a walking assisting device or a rehabilitation device for a person with a disability or a person who is paralyzed due to a stroke or the like. (See Patent Document 1 below).
  • the walking motion assisting device is detachable to the long leg orthosis, and is configured to be able to apply a walking assisting force in the anteroposterior direction to the lower leg frame of the long leg orthosis.
  • the walking motion assisting device pushes the lower leg frame of the long leg device back and forth by the casing detachably attached to the long leg device, the actuator supported by the casing, and the rotational force from the actuator.
  • a driving arm a thigh posture detecting means for detecting the hip joint angle which is the anteroposterior swing angle of the user's thigh, and a thigh phase angle calculating means for calculating the thigh phase angle based on the hip joint angle from the thigh posture detecting means.
  • the output torque pattern has an output torque pattern that defines the relationship between the walking motion timing during one walking cycle and the torque value to be output, and the walking motion timing during one walking cycle recognized based on the thigh phase angle.
  • Auxiliary torque calculating means for calculating the torque value to be output by applying to the above, and an operation controlling means for controlling the operation of the actuator so as to output the auxiliary force of the torque value calculated by the auxiliary torque calculating means. ing.
  • FIG. 10 schematically shows a trajectory diagram obtained by plotting the thigh phase angle ⁇ (walking state) defined by the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ over one walking cycle.
  • the hip joint angle ⁇ and the thigh phase angle ⁇ defined by the hip joint angular velocity ⁇ change between 0 and 2 ⁇ in one walking cycle.
  • the hip joint angles ⁇ in the state where the thigh is positioned anteriorly and posteriorly to the body axis along the vertical direction of the user are set to “positive” and “negative”, respectively, and the thigh is swung forward and posteriorly.
  • the hip joint angle velocity ⁇ in the above state is set to “positive” and “negative”, respectively
  • the thigh phase angle ⁇ in the state where the hip joint angle ⁇ is maximum in the “negative” direction and the hip joint angle velocity ⁇ is “zero” is 0.
  • the sampling timing S (1) in FIG. 10 the state where the hip joint angle ⁇ is the maximum in the “negative” direction and the hip joint angle velocity ⁇ is “zero”.
  • the hip joint angle ⁇ is “zero” and the hip joint angle velocity ⁇ is maximized in the “positive” direction.
  • the hip phase angle ⁇ changes from 0 to ⁇ / 2.
  • the hip joint is grounded via heel contact.
  • the thigh in the stance state is relatively swung backward and coincides with the user's body axis (hip joint angle ⁇ is “zero” and hip joint angular velocity ⁇ is maximum in the “negative” direction.
  • the hip phase angle ⁇ changes from the phase angle ⁇ to 3 ⁇ / 2.
  • the thigh in the stanced state is relatively swung backward from the state where it coincides with the user's body axis (the state where the hip joint angle ⁇ is “zero” and the hip joint angular velocity ⁇ is maximized in the “negative” direction).
  • the thigh phase angle. ⁇ changes from 3 ⁇ / 2 to 2 ⁇ .
  • the scale of the hip joint angle ⁇ (that is, the amplitude of the hip joint angle ⁇ ) and the scale of the hip joint angular velocity ⁇ (that is, the amplitude of the hip joint angular velocity ⁇ ).
  • the scale of the hip joint angle ⁇ and the scale of the hip joint angular velocity ⁇ do not match, and the degree of difference between the two differs from user to user. Even for the same user, it may differ depending on the walking cycle.
  • FIG. 11 shows a schematic diagram of a trajectory diagram in a walking cycle of one user.
  • the scale of the hip joint angular velocity ⁇ is about twice the scale of the hip joint angle ⁇ .
  • FIG. 11 shows the time in the region where the absolute value of the hip joint angle ⁇ is larger than that in FIG. 10 (for example, sampling timings S (1) to S (3)). While the rate of change of the thigh phase angle ⁇ with respect to the passage (that is, the rate of displacement of the thigh phase angle ⁇ between one sampling timing and the next sampling timing) increases, the region where the absolute value of the hip joint angle ⁇ is small (for example, , Sampling timing S (7) to sampling timing S (12)), the displacement ratio of the thigh phase angle ⁇ with respect to the passage of time becomes small.
  • the thigh phase angle ⁇ and the periodic walking operation timing T during the walking cycle (that is, the timing at which the thigh phase angle ⁇ is located in one walking cycle is indicated by using a percentage with respect to the walking cycle).
  • Is T ( ⁇ / 2 ⁇ ) ⁇ 100 (%) Has a relationship of.
  • the rate of change in the periodic walking motion timing calculated based on the thigh phase angle ⁇ is the swing position of the thigh during one walking cycle ( That is, it differs greatly depending on the magnitude of the absolute value of the hip joint angle ⁇ ), and the periodic walking operation timing cannot be accurately recognized.
  • the actuator should output, which is calculated based on the periodic walking operation timing. It becomes difficult to obtain the torque value accurately.
  • the walking motion assisting device described in Patent Document 1 recognizes the periodic walking motion timing during the walking cycle based on the phase angle ⁇ of the thigh, not the lower leg, which is the target portion of the walking assisting force. This is effective in that it has the effect of recognizing the periodic walking motion timing without requiring a complicated structure, as compared with the configuration of recognizing the periodic walking motion timing based on the movement of the lower leg. There was room for improvement in recognizing the timing of the periodic walking motion accurately.
  • the present invention has been made in view of such a prior art, recognizes the periodic walking motion timing which is a percentage of the walking cycle based on the thigh phase angle, and applies a walking assisting force according to the periodic walking motion timing to the lower leg.
  • An object of the present invention is to provide a walking motion assisting device configured to be provided, which can improve the recognition accuracy of the periodic walking motion timing.
  • the present invention provides an actuator that applies an assisting force to the user's walking motion and an angle-related signal related to the hip joint angle, which is the anteroposterior swing angle of the user's thigh at each sampling timing.
  • Thigh phase angle calculation that calculates the thigh phase angle using the thigh posture detecting means to be detected, the hip joint angle obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means, and the hip joint angle velocity obtained by differentiating the hip joint angle. It has an output torque pattern that defines the relationship between the means, the periodic walking operation timing in one walking cycle, and the torque value to be output, and determines the periodic walking operation timing in one walking cycle recognized based on the thigh phase angle.
  • Auxiliary torque calculating means for calculating the torque value to be output by applying to the output torque pattern, and operation control for controlling the operation of the actuator so as to output the auxiliary force of the torque value calculated by the auxiliary torque calculating means.
  • the thigh phase angle calculating means includes means, and the thigh phase angle calculating means is normal by dividing the unnormalized hip joint angle obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means by the stored normalization coefficient for the hip joint angle.
  • the normalized hip joint angle is calculated and the normalized hip joint angle velocity obtained by differentiating the unnormalized hip joint angle is divided by the stored normalization coefficient for hip joint angle velocity to calculate the normalized hip joint angle velocity.
  • a walking motion assisting device configured to calculate a thigh phase angle using a modified hip joint angle and the normalized hip joint angle velocity.
  • the thigh phase angle calculating means for calculating the thigh phase angle stores the unnormalized hip joint angle obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means.
  • the normalized hip joint angle is calculated by dividing by the normalization coefficient for hip joint angle, and the unnormalized hip joint angle velocity obtained by differentiating the unnormalized hip joint angle is divided by the stored normalization coefficient for hip joint angle velocity. Since the normalized hip joint angle velocity is calculated and the thigh phase angle is calculated using the normalized hip joint angle and the normalized hip joint angle velocity, the thigh between one sampling timing and the next sampling timing.
  • the degree of displacement of the phase angle can be made uniform over one walking cycle, and the accuracy of the periodic walking operation timing recognized based on the thigh phase angle can be improved.
  • the thigh phase angle calculating means sets the maximum absolute value of the unnormalized hip joint angles obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means within a predetermined period as the hip joint angle.
  • the maximum value of the absolute value among the unnormalized hip joint angular velocities calculated by differentiating the unnormalized hip joint angle obtained within the predetermined period is stored as the normalization coefficient for the hip joint angular velocity. It is configured to be stored as a coefficient.
  • the thigh phase angle calculating means stores the pre-input artificial input hip joint angle and artificially input hip joint angular velocity as the hip joint angular normalization coefficient and the hip joint angular velocity normalization coefficient, respectively.
  • the thigh phase angle calculating means obtains the maximum value of the absolute value in the unnormalized hip joint angle obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means within a predetermined period.
  • the unnormalized hip joint angular velocity calculated by overwriting and saving as the normalization coefficient for the hip joint angle instead of the artificially input hip joint angle and differentiating the unnormalized hip joint angle obtained within the predetermined period. It is configured to overwrite and save the maximum value of the absolute value as the normalization coefficient for the hip joint angular velocity instead of the artificially input hip joint angular velocity.
  • the predetermined period is defined as the most recently completed predetermined number of walking cycles. Instead of this, the predetermined period is a period from the time when the main power of the walking motion assisting device is turned on to the most recently completed walking cycle.
  • the walking motion assisting device has a walking motion timing function that defines the relationship between the thigh phase angle and the periodic walking motion timing in the walking cycle, and determines the thigh phase angle sent from the thigh phase angle calculating means.
  • a walking motion timing calculating means for calculating the periodic walking motion timing during the walking cycle by applying to the walking motion timing function can be provided.
  • the auxiliary torque calculating means is configured to apply the periodic walking motion timing calculated by the walking motion timing calculating means to the output torque pattern to calculate the torque value to be output.
  • FIG. 1 is a front view of a long leg orthosis to which the walking motion assisting device according to the present invention can be attached.
  • FIG. 2 is an enlarged perspective view of part II in FIG.
  • FIG. 3 is an exploded perspective view of FIG.
  • FIG. 4 is a vertical perspective view of FIG.
  • FIG. 5 is a perspective view of a state in which the walking motion assisting device according to the embodiment of the present invention is attached to the long leg orthosis as viewed from the inside and the front in the user width direction.
  • FIG. 6 is an exploded perspective view of the walking motion assisting device as viewed from the side of the mounting surface (inward side in the user width direction).
  • FIG. 7 is an exploded perspective view of the walking motion assisting device and the long leg orthosis viewed from the outside in the user width direction.
  • FIG. 8 is an exploded vertical sectional view of the walking motion assisting device and the long leg orthosis.
  • FIG. 9 is a control block diagram of the walking motion assisting device.
  • FIG. 10 is a trajectory diagram obtained by plotting the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ calculated by the control device in the walking motion assisting device over one walking cycle, and is a scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ . Is shown in a state where and the scale (amplitude) of the hip joint angular velocity ⁇ are matched.
  • FIG. 10 is a trajectory diagram obtained by plotting the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ calculated by the control device in the walking motion assisting device over one walking cycle, and is a scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ . Is shown in a state where and the scale (amplitude) of
  • FIG. 11 is a trajectory diagram obtained by plotting the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ calculated by the control device in the walking motion assisting device over one walking cycle, and is a scale (amplitude) of the hip joint angular velocity ⁇ . Is a user's trajectory diagram in which is twice the scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ .
  • FIG. 12 is a schematic diagram showing the walking postures in one walking cycle in chronological order.
  • FIG. 13 is a flow chart of an actuator operation control mode executed by the control device in the walking operation assisting device.
  • the walking motion assisting device 100 provides walking assisting force to a user wearing the long leg orthosis 1, and is a long leg orthosis for the left leg and a long leg orthosis for the right leg. It is said that it can be attached to either.
  • FIG. 1 shows a front view of a long leg orthosis for the left leg worn on the user's left leg.
  • the left leg orthosis and the right leg orthosis are symmetrical with respect to the central vertical plane extending in the anteroposterior direction through the body axis along the vertical direction of the user.
  • the long leg orthosis 1 is a device worn by a person with a disability or paralysis due to a stroke or the like for walking assistance or rehabilitation, and is made to order according to the physique of the user. Is to be done.
  • the long leg fitting 1 includes a thigh wearing body 11 worn on the user's thigh, a thigh frame 20 extending substantially in the vertical direction while supporting the thigh wearing body 11, and a user's lower leg. It has a lower leg mounting body 31 to be mounted on the lower leg and a lower leg frame 40 extending substantially in the vertical direction while supporting the lower leg mounting body 31.
  • the thigh-mounted body 11 and the crus-mounted body 31 can take various forms as long as they can be attached to the user's thigh and lower leg, respectively.
  • the thigh mounting body 11 has a tubular shape having a mounting hole having a size that allows the user's thigh to be inserted and fits the thigh.
  • the lower leg mounting body 31 has a tubular shape having a mounting hole sized so that the user's lower leg can be inserted and fits the lower leg.
  • the thigh frame 20 includes a first thigh frame 20 (1) extending substantially in the vertical direction on the outer side of the user width direction W of the thigh mounting body 11. It has a second thigh frame 20 (2) extending substantially in the vertical direction on the user inner side of the thigh mounting body 11.
  • the lower leg frame 40 is a first lower leg frame 40 (1) extending substantially in the vertical direction on the outer side of the user width direction W of the lower leg mounting body 31, and the user width direction W of the lower leg mounting body 31. It has a second lower leg frame 40 (2) extending substantially in the vertical direction on the inner side.
  • FIG. 2 shows an enlarged perspective view of Part II in FIG.
  • FIG. 3 shows an exploded perspective view of FIG. Note that in FIG. 3, some of the constituent members are not shown for the sake of easy understanding.
  • FIG. 4 shows a vertical perspective view of FIG. 2.
  • the lower leg frame 40 can swing around the brace side pivot axis X coaxially with the user's knee joint to the thigh frame 20 via the brace side rotation connecting portion 50. It is connected.
  • the thigh frame 20 has the first and second thigh frames 20 (1) and 20 (2)
  • the lower leg frame 40 is the first and second lower leg frames. It has 40 (1) and 40 (2).
  • the upper end portion of the first lower leg frame 40 (1) is connected to the lower end portion of the first thigh frame 20 (1) via the first orthosis side rotation connecting portion 50 (1), and the orthosis side pivot axis X.
  • the upper end of the second lower leg frame 40 (2) is connected to the lower end of the second thigh frame 20 (2) so as to be swingable, and the device is connected to the lower end of the second thigh frame 20 (2) via the second device-side rotary connection 50 (2). It is connected so as to swing around the lateral pivot axis X.
  • the thigh frame 20 is fixed to both sides of the frame body 21c extending in the vertical direction and the lower end portion of the frame body 21c in the user width direction W by pin connection or welding. It has a pair of connecting pieces 21a and 21b, and the upper end portion of the corresponding lower leg frame 40 is inserted between the pair of connecting pieces 21a and 21b.
  • the pair of connecting pieces 21a and 21b are provided with a thigh frame mounting hole 20a coaxially with the orthosis side pivot line X, and the lower leg frame 40 is coaxially mounted with the crus side pivot line X.
  • a hole 40a is provided.
  • the orthosis-side rotation connecting portion 50 is inserted into the orthosis-side frame mounting hole formed by the thigh frame mounting hole 20a and the crus frame mounting hole 40a, and the corresponding thigh frame 20 and the crus frame 40 are connected to each other. It has a brace-side connector 51 that rotatably connects the brace-side pivot axis X around.
  • the brace-side connector 51 has a female screw member 52 and a male screw member 55 that are separately screwed into each other in the brace-side frame mounting hole. ..
  • the female screw member 52 has a tubular portion 53 inserted into the brace-side frame mounting hole from one side in the user width direction and a radial outer side from the brace-side frame mounting hole from one side in the user width direction of the tubular portion 53. It has a flange portion 54 extending to the cylinder portion 53, and a screw hole opened on the free end side is formed in the tubular portion 53.
  • the male screw member 55 has a tubular portion 56 in which a male screw screwed into the screw hole is formed from the other side in the user width direction and the device side frame attachment from the other side in the user width direction of the tubular portion 56. It has a flange portion 57 extending radially outward from the hole.
  • the female screw member 52 is inserted into the equipment side frame mounting hole from the side of the user's thigh to be inserted into the thigh mounting body 11.
  • the male screw member 55 is screwed into the female screw member 52 from the side opposite to the user's thigh.
  • Reference numeral 54a in FIGS. 3 and 4 is a radial outward protrusion provided on the flange portion 53, and engages with a recess 22 (see FIG. 3) formed in the inner connecting piece 21b.
  • the female screw member 52 is held so as not to rotate relative to the inner connecting piece 21b (that is, the thigh frame 20).
  • the swing position of the lower leg frame 40 around the brace side pivot line X at the time of maximum extension of the user's lower leg is around the brace side pivot axis X with respect to the thigh frame 20 of the lower leg frame 40. It is a swinging end to the front side.
  • the upper end surface of the lower leg frame 40 (the end surface facing the thigh frame 20) is around the orthosis side pivot axis X, and the appliance side pivot axis goes from one side to the other.
  • the inclined surface is such that the radial distance from X is increased, and the lower end surface 25 of the thigh frame 20 (the end surface facing the lower leg frame 40) is an inclined surface corresponding to the upper end surface 45 of the lower leg frame 40. It is said that.
  • the lower leg frame 40 rotates only one side around the orthosis side pivot axis X with respect to the thigh frame 20 (the direction in which the user's lower leg bends with respect to the thigh). Movement is allowed and rotation to the other side (the direction in which the user's lower leg extends with respect to the thigh) is prohibited.
  • the long leg brace 1 further prohibits bidirectional rotation of the lower leg frame 40 with respect to the thigh frame 20 around the brace side pivot axis X. It has a lock member 70 for the purpose.
  • the lock member 70 surrounds the thigh frame 20 and the lower leg frame 40 and connects the two frames 20 and 40, and the lower leg frame 40 rotates relative to the thigh frame 20 around the orthosis side pivot axis X.
  • the locked state (state shown in FIG. 2) is released from the thigh frame 20 and the lower leg frame 40, and the lower leg frame 40 is about the orthosis side pivot axis X with respect to the thigh frame 20. It is configured so that it can take a release state that allows relative rotation.
  • the lock member 70 includes the first lock member 70 (1) acting on the first thigh frame 20 (1) and the first lower leg frame 40 (1), and the second lock member 70. It has a thigh frame 20 (2) and a second lock member 70 (2) that acts on the second lower leg frame 40 (2).
  • the long leg orthosis 1 further has a foot frame 60 on which the user rests his / her foot.
  • the lower end of the lower leg frame 40 is connected to the foot frame 60.
  • FIG. 5 shows a perspective view of the state in which the walking motion assisting device 100 is attached to the long leg orthosis 1 for the left leg as viewed from the inside and the front in the user width direction.
  • FIG. 6 shows an exploded perspective view of the walking motion assisting device 100 as viewed from the side of the mounting surface.
  • FIGS. 7 and 8 show an exploded perspective view and an exploded vertical sectional view of the walking motion assisting device 100 and the long leg orthosis 1 viewed from the outside and the front in the user width direction, respectively.
  • the walking motion assisting device 100 includes a casing 110 that is detachably connected to the long lower limb device 1 and an actuator that is housed in the casing 110 and outputs a walking assisting force to the lower leg.
  • a drive arm 150 that is oscillated by the actuator, a walking motion state detection sensor 170 that detects a walking motion state during one walking cycle, and a control device 500 that controls the operation of the actuator. ing.
  • the casing 110 has a frame 115 that supports the actuator, and a cover 120 that surrounds the frame 115 and the actuator.
  • the frame 115 includes a vertical extending wall 117 extending substantially in the vertical direction when the casing 110 is attached to the long leg orthosis 1, and a horizontal extending wall extending substantially horizontally from the vertical extending wall 117. It has 119 and.
  • the cover 120 is a lower cover 122 that forms a mounting surface 112 that faces the first thigh frame 20 (1), and an upper cover 125 that is detachably connected to the lower cover 122. It has an upper cover 125 that cooperates with the frame 115 to form an accommodation space for accommodating the actuator.
  • the frame 115 is fixed in the accommodation space of the cover 120 by connecting the vertical extending wall 117 to the inner surface of the lower cover 122 by a fastening member such as a bolt. ..
  • the upper cover 125 has a first upper cover 125a detachably connected to the lower cover 122 and a second upper cover detachably connected to the first upper cover 125a. It has 125b.
  • the electric motor 130 is adopted as the actuator. As shown in FIG. 6, the electric motor 130 has a motor main body 132 and an output shaft 135 connected to the motor main body 132, and has a first direction and one side around the axis from the output shaft 135. It is configured to be able to output bidirectional rotational power in the second direction on the other side around the axis.
  • the motor body 132 is supported by the frame 115 in a state of being mounted on the horizontal extending wall 119, and the output shaft 135 is below the horizontal extending wall 119. Has been extended to.
  • the walking motion assisting device 100 further has a power source 190 of the electric motor 130 such as a battery.
  • the power source 190 is supported by the vertical extending wall 117 so as to be located above the electric motor 130.
  • the drive arm 150 is operatively connected to the output shaft 135, and in accordance with the rotational output of the output shaft 135 in the first and second directions, the drive side pivot axis Y is rotated on one side in the first direction and the other side. Swing in the second direction.
  • the drive arm 150 is operatively connected to the output shaft 135 via a transmission gear mechanism 140.
  • the transmission gear mechanism 140 has a drive-side bevel gear 142 supported on the output shaft 135 so as not to rotate relative to the output shaft 135, and a driven-side bevel gear arranged on the drive-side pivot axis Y in a state of being meshed with the drive-side bevel gear 142. It has 144 and.
  • the driven side bevel gear 144 is arranged on the side closer to the long leg orthosis 1 than the output shaft 135 in the user width direction W. Then, the base end portion of the drive arm 150 is connected to the driven side bevel gear 144, whereby the drive arm 150 swings around the drive side pivot axis Y according to the output of the output shaft 135. It has become like.
  • the lower cover 122 is provided with an access opening 123, and the driven side bevel gear 144 and the base end portion of the drive arm 150 are connected via the access opening 123. ..
  • the tip of the drive arm 150 is operatively connected to the first lower leg frame 40 (1) in a state where the walking motion assisting device 100 is attached to the long leg orthosis 1, and the drive side pivot of the drive arm 150.
  • the first lower leg frame 40 (1) is pushed around the orthosis side pivot axis X in response to the swing around the axis Y.
  • the walking motion assisting device 100 further includes a rotation sensor 160 that detects the swing position of the drive arm 150.
  • the driven side bevel gear 144 is connected to the detected shaft 146 so as not to rotate relative to the drive side pivot axis Y, and the rotation sensor 160 is connected to the detected shaft 146. It is arranged to detect the rotation angle around the axis.
  • the walking motion assisting device 100 is detachably attached to the long leg orthosis 1 at three locations, an upper part, a lower part, and an upper and lower intermediate part.
  • the walking motion assisting device 100 has an upper connecting mechanism 220, a lower connecting mechanism 260, and an intermediate connecting mechanism 250.
  • the intermediate connecting mechanism 250 is provided in the ball stud 251 provided in the long leg orthosis 1 and the accommodating recess 258 provided in the walking motion assisting device 100 and in which the ball stud 251 is ball-jointed. And have.
  • the ball stud 251 is erected coaxially with the orthosis side pivot axis X of the long leg orthosis 1, and has a shaft portion 252 extending toward the walking motion assisting device 100 and the shaft. It has a ball head 255 provided at the tip of the portion 252.
  • the ball stud 251 is erected on the long leg brace 1 by utilizing the brace side connecting tool 51.
  • the ball stud 251 is located on the outer side of the female screw member 52 and the male screw member 55 in the fixture side connector 51 on the outer side in the user width direction.
  • the inner screw member located on the inner side in the user width direction of the female screw member 52 and the male screw member 55.
  • the long leg fitting 1 is erected by being screwed to the female screw member 52).
  • the screw connection of the ball stud 251 and the inward screw member can be manifested by various configurations.
  • the ball stud 251 can be formed with a stepped axial hole penetrating in the axial direction.
  • the stepped axial hole includes a large-diameter hole that opens on the side where the spherical head 255 is located, a small-diameter hole that opens on the side opposite to the spherical head in the axial direction, and the large-diameter hole and the small-diameter hole. It is assumed to have a step portion connecting the two.
  • the ball stud 251 and the inward screw member can be connected via a fastening member such as a bolt which is inserted into the stepped shaft hole and screwed to the inward screw member.
  • the ball stud 251 can be easily erected on the existing long leg orthosis 1 coaxially with the orthosis side pivot axis X.
  • the accommodating recess 258 is formed at the base end portion of the drive arm 150. According to such a configuration, the orthosis side pivot line X and the drive side pivot axis Y can be reliably positioned coaxially while trying to reduce the size of the walking motion assisting device 100 in the user width direction.
  • the upper connecting mechanism 220 rotates about an axis around the upper rotating shaft 222 provided on the mounting surface 112 so as to extend inward in the user width direction and the upper rotating shaft 222. It is provided with a supportable upper fastening member 225.
  • the upper fastening member 225 has a bearing portion 227 supported by the upper rotating shaft 222 and a cam portion 229 extending radially outward from the bearing portion 227.
  • the cam portion 229 is configured such that the radial distance between the outer peripheral surface and the axis of the upper rotating shaft 222 becomes longer toward one side around the axis of the upper rotating shaft 222.
  • the upper connecting mechanism 220 is further separated from the upper rotating shaft 222 in the user front-rear direction by a distance that allows the first thigh frame 20 (1) to be interposed with the upper rotating shaft 222.
  • the upper receiving member 246 provided on the mounting surface 112 is provided.
  • the upper connecting mechanism 220 includes an upper receiving shaft 247 provided so as to extend inward in the user width direction from the mounting surface 112, and is supported by the upper receiving shaft 247.
  • the elastic roller 248 acts as the upper receiving member 246.
  • the walking motion assisting device 100 is moved in a direction closer to the thigh orthosis 1 to obtain the upper fastening member 225 and the upper fastening member 225.
  • the walking operation in a state where the first thigh frame 20 (1) can be positioned in the space between the upper receiving members 246 and the first thigh frame 20 (1) is located in the space.
  • the first thigh frame 20 (1) can be retracted from the space by moving the auxiliary device 100A in a direction away from the long leg orthosis 1.
  • the cam portion The 229 cooperates with the upper receiving member 246 to hold the first thigh frame 20 (1) in the front-rear direction of the user, whereby the upper part of the walking motion assisting device 100 is moved to the first thigh frame 20 (1). ) Is connected to the state.
  • the upper fastening member 225 further has an operating arm 230 extending radially outward from the bearing portion 227.
  • the operating arm 230 has a radial length between the free end and the axis of the upper rotating shaft 222 between the outermost radial end of the cam portion 229 and the axis of the upper rotating shaft 222. It is configured to be larger than the radial length.
  • the upper fastening member 225 can be easily rotated around the upper rotating shaft 222 via the operating arm 230, and the first thigh frame 20 (1) and the walking operation.
  • the upper fastening member 225 is rotated around the upper rotation shaft 222 via the cam portion 229, and the upper part of the walking motion assisting device 100. And it is possible to effectively prevent the first thigh frame 20 (1) from being disconnected.
  • the upper fastening member 225 is an engaging arm 232 extending radially outward from the bearing portion 227 on the inner side in the user width direction from the cam portion 229. have.
  • the engaging arm 232 is located inward in the user width direction with respect to the first thigh frame 20 (1) in a state of being located in the space between the upper fastening member 225 and the upper receiving member 246. As described above, the upper fastening member 225 is provided.
  • the upper fastening member 225 is rotated around the upper rotating shaft 222 from the release position to the fastening position, and the cam portion 229 cooperates with the upper receiving member 246 to perform the first. 1
  • a groove 233 is provided, and by engaging the inward extending portion of the upper receiving shaft 247 into the engaging groove 233, the upper portion of the walking motion assisting device 100 and the first thigh frame 20 (1). ) Is prevented from moving relative to the user width direction.
  • a swing member 200 capable of swinging around a rotation shaft 205 along the user front-rear direction is provided at the tip of the drive arm 150.
  • the lower connecting mechanism 260 is provided on the swing member 200.
  • the relative positions of the upper connecting mechanism 220, the intermediate connecting mechanism 250, and the lower connecting mechanism 260 in the user width direction can be appropriately adjusted, and are made to order according to the physique of the user. It is possible to attach the walking motion assisting device 100 to the long leg orthosis 1 having various shapes in an appropriate state.
  • the long leg orthosis 1 is made to order according to the physique of the user, and the user width direction W of the first thigh frame 20 (1) with respect to the first lower leg frame 40 (1) (FIG. 1).
  • the tilt angle and / or the bending shape with respect to (see) is different for each long leg orthosis 1.
  • the first lower leg frame 40 is provided by connecting the swing member 200 to the tip of the drive arm 150 so as to swing in the user width direction and providing the lower link mechanism 260 on the swing member 200.
  • the walking motion assisting device 100 is appropriately attached to various long leg orthoses 1 having different inclination angles and / or bending shapes of the first thigh frame 20 (1) with respect to the user width direction W with respect to (1). Can be done.
  • the lower connecting mechanism 260 has substantially the same configuration as the upper connecting mechanism 220. Specifically, as shown in FIG. 6, the lower connecting mechanism 260 has a lower rotating shaft 262 provided on the swing member 200 so as to extend inward in the user width direction, and the lower rotating shaft. The 262 is provided with a lower fastening member 265 that is rotatably supported around the axis.
  • the lower fastening member 265 has a bearing portion (not shown) supported by the lower rotating shaft 262 and a cam portion (not shown) extending radially outward from the bearing portion. ing.
  • the cam portion is configured such that the radial distance between the outer peripheral surface and the axis of the lower rotating shaft 262 becomes longer toward one side around the axis of the lower rotating shaft 262.
  • the lower connecting mechanism 260 is further moved back and forth from the lower rotating shaft 262 by a distance that allows the first lower leg frame 40 (1) to be interposed with the lower rotating shaft 262.
  • a lower receiving member 286 supported by the swinging member 200 is provided at a position separated in the direction.
  • the lower connecting mechanism 260 includes a lower receiving shaft 287 provided on the swing member 200 so as to extend inward in the user width direction, and is supported by the lower receiving shaft 287.
  • the elastic roller 288 acts as the lower stop member 286.
  • the lower fastening member 265 and the lower fastening member 265 and the lower fastening member 265 are moved by moving the walking motion assisting device 100 in a direction closer to the long leg orthosis 1.
  • the walking operation in a state where the first lower leg frame 40 (1) can be positioned in the space between the lower receiving members 286 and the first lower leg frame 40 (1) is located in the space.
  • the first lower leg frame 40 (1) can be retracted from the space by moving the auxiliary device 100 in a direction away from the long leg orthosis 1.
  • the cam The portion cooperates with the lower receiving member 286 to hold the first lower leg frame 40 (1) in the front-rear direction of the user, whereby the lower part of the walking motion assisting device 100 is held by the first lower leg frame 40 (1). ) Is connected to the state.
  • the lower fastening member 265 further has an operating arm 270 extending radially outward from the bearing portion.
  • the operating arm 270 has a radial length between the free end and the axis of the lower rotating shaft 262 between the outermost radial end of the cam portion 269 and the axis of the lower rotating shaft 262. It is configured to be larger than the radial length.
  • the lower leg fastening member 265 can be easily rotated around the lower rotation shaft 262 via the operation arm 270, and the first lower leg frame 40 (1) and the walking operation.
  • the lower fastening member 265 is rotated around the lower rotation shaft 262 via the cam portion to rotate the lower portion of the walking motion assisting device 100 and the lower portion of the walking motion assisting device 100. It is possible to effectively prevent the first lower leg frame 40 (1) from being disconnected.
  • the lower fastening member 265 is an engaging arm 272 extending radially outward from the bearing portion 267 on the inner side in the user width direction from the cam portion 269. have.
  • the engaging arm 272 is located inward in the user width direction with respect to the first lower leg frame 40 (1) in a state of being located in the space between the lower fastening member 265 and the lower receiving member 286. As described above, the lower fastening member 265 is provided.
  • the lower fastening member 265 is rotated around the lower rotating shaft 262 from the release position to the fastening position, and the cam portion cooperates with the lower receiving member 286 to cause the first.
  • an engaging groove that engages with a portion of the lower receiving shaft 287 extending inward in the user width direction from the lower receiving member 286.
  • a 273 is provided, and by engaging the inward extending portion of the lower receiving shaft 287 into the engaging groove 273, the lower portion of the walking motion assisting device 100 and the first lower leg frame 40 (1) are provided. Relative movement in the user width direction contrary to the intention of is prevented.
  • FIG. 9 shows a control block diagram of the walking motion assisting device 100.
  • the walking motion assisting device 100 has a thigh posture detecting means 510 as the walking motion state detecting sensor 170, and the control device 500 is a walking state (cycle walking) during a walking cycle based on the thigh phase angle ⁇ .
  • the operation timing) is recognized, and the operation of the electric motor 130 is controlled so that a walking assist force suitable for the walking state is applied to the lower leg.
  • the walking motion assisting device 100 detects the movement of the thigh, which is a part different from the lower leg, not the lower leg, which is the part to which the assisting force is applied, and based on the movement of the thigh, the walking state during the walking cycle is determined. It is configured to recognize and apply the walking assisting force according to the walking state to the lower leg, which is the target portion of the assisting force.
  • the thigh posture detecting means 510 can detect an angle-related signal related to the hip joint angle, which is the anteroposterior swing angle of the user's thigh, at each sampling timing. Then, as shown in FIG. 9, the walking motion assisting device 100 recognizes based on the thigh phase angle calculating means 550 that calculates the thigh phase angle ⁇ based on the angle-related signal and the thigh phase angle ⁇ . It is provided with an auxiliary torque calculation means 570 for calculating a torque value to be output in the walking state, and an operation control means 580 for controlling the operation of the actuator.
  • the walking motion assisting device 100 is based on the thigh phase angle ⁇ , and which walking state the thigh phase angle ⁇ corresponds to in one walking cycle (that is, a percentage of the walking cycle).
  • the walking motion timing calculating means 560 for calculating the walking motion timing) specified in the above is provided, and the auxiliary torque calculating means 570 calculates the torque value of the auxiliary force to be output based on the walking motion timing. It is configured.
  • the auxiliary torque calculating means 570 is assumed to have an output torque pattern that defines the relationship between the periodic walking operation timing and the torque value to be output during one walking cycle, and the periodic walking calculated by the walking operation timing calculating means 560.
  • the operation timing is applied to the output torque pattern to calculate the torque value to be output.
  • the control device 500 includes the thigh phase angle calculating means 550, the walking motion timing calculating means 560, and the auxiliary torque calculating means 570. And act as the operation control means 580.
  • the control device 500 stores a calculation unit including a control calculation means that executes calculation processing based on a signal input from the thigh posture detection means 510, an artificial operation member, or the like, a control program, control data, and the like.
  • the ROM, set values, etc. are saved in a state where they are not lost even when the power is turned off, and the non-volatile storage means in which the set values, etc. are rewritable and the data generated during the calculation by the calculation unit are temporarily held. It is assumed to have a storage unit including a RAM or the like.
  • the thigh posture detecting means 510 detects the angle-related signal at predetermined sampling timings set in advance during one walking cycle.
  • the thigh posture detecting means 510 can directly or indirectly detect the anteroposterior swing angle (hip joint angle ⁇ ) of the thigh, the gyro sensor, acceleration sensor, rotary encoder, muscle current, and muscle stiffness can be detected. It may have various forms such as a sensor for measurement.
  • the thigh posture detecting means 510 has a triaxial angular velocity sensor (gyro sensor) 511 (see FIG. 9) capable of detecting the anteroposterior angular velocity of the thigh.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is configured to calculate the hip joint angle ⁇ , which is the anteroposterior swing angle of the thigh, by integrating the angular velocity of the thigh detected by the triaxial angular velocity sensor 511. Has been done.
  • the walking motion assisting device 100 has a 3-axis acceleration sensor 515, and the thigh phase angle calculating means 550 has a detection value detected by the 3-axis acceleration sensor 515 when stationary. Based on this, it is configured to calculate the hip joint angle (the anteroposterior swing angle of the thigh) based on the user's body axis (vertical axis).
  • the hip joint angle ⁇ (thigh anteroposterior swing angle) calculated by the thigh phase angle calculating means 550 is the thigh anterior-posterior swing based on the time when the main power of the walking motion assisting device 100 is turned on. It becomes the moving angle.
  • the thigh phase angle calculating means 550 uses a high-pass filter so that the reference of the hip joint angle ⁇ (thigh anterior-posterior swing angle) becomes the median value of the thigh anterior-posterior swing angle. It can be corrected.
  • the thigh phase angle calculating means 550 detects the deviation between the maximum value in the positive direction and the maximum value in the negative direction of the calculated hip joint angle ⁇ (anterior-posterior swing angle of the thigh) instead of using the high-pass filter, and the deviation. Based on the above, the reference of the hip joint angle ⁇ (anterior-posterior swing angle of the thigh) can be corrected so as to be the central value of the anterior-posterior swing angle of the thigh.
  • the hip joint angle ⁇ (thigh anteroposterior swing angle with respect to the body axis)
  • the fuselage side detector fixed to the torso and the thigh are fixed so as to swing integrally with the thigh. It is necessary to detect the relative movement angle with the thigh side detector, and therefore, both detectors are attached so that the solid side detector and the thigh side detector do not deviate from each other with respect to the torso and the thigh, respectively. There is a need to.
  • the degree of freedom in designing the walking motion assisting device 100 is not limited as described above. Can be improved.
  • the thigh posture detecting means 510 has a 3-axis acceleration sensor 515 in addition to the 3-axis angular velocity sensor 511.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is calculated based on the high frequency component of the first Euler angle calculated based on the angular velocity data from the triaxial angular velocity sensor 511 and the acceleration data from the triaxial acceleration sensor 515.
  • the total oiler angle is calculated by adding the low frequency components of the second oiler angle, and the thigh phase angle is calculated based on the hip joint angle ⁇ calculated from the total oiler angle and the hip joint angular velocity ⁇ calculated from the hip joint angle ⁇ . It is configured to calculate ⁇ .
  • the thigh phase angle calculating means 550 inputs angular velocity data with reference to the sensor coordinate axes from the triaxial angular velocity sensor 511 at each sampling timing, and the angular velocity data is converted into a predetermined conversion formula. Is converted into angular velocity data (Euler angular velocity) showing the correlation between the sensor coordinate axis and the global coordinate axis (spatial coordinate axis based on the vertical direction). Then, the thigh phase angle calculating means 550 calculates the first Euler angles by integrating the angular velocity data (Euler angular velocity).
  • the thigh phase angle calculating means 500 uses the angular velocity data input from the triaxial angular velocity sensor 511 when stationary, and uses the sensor coordinate axes input from the triaxial angular velocity sensor 511 as a reference at each predetermined sampling timing. It is possible to remove the drift of the angular velocity data.
  • the thigh phase angle calculating means 550 inputs acceleration data based on the sensor axis from the 3-axis acceleration sensor 515 at each sampling timing via the low-pass filter 520, and the acceleration data and the gravitational acceleration input when stationary. Based on the above, the second oiler angle showing the correlation between the sensor coordinate axis and the global coordinate axis (spatial coordinate axis with reference to the vertical direction) is calculated from the acceleration data input through the low pass filter 520.
  • the thigh phase angle calculating means 550 adds up the high frequency components of the first Euler angles obtained through the high pass filter 530 and the low frequency components of the second Euler angles obtained via the low pass filter 535.
  • the hip joint angle ⁇ is calculated from the obtained unit vectors indicating the total Euler angles and the orientation of the thighs.
  • the thigh phase angle calculating means 550 detects heel contacts based on the acceleration data from the acceleration sensor 515, and at the time of detecting heel contacts, the corrected Euler angles calculated from the angular velocity data from the triaxial angular velocity sensor 511. Drift removal can be achieved by adding to the total Euler angles.
  • the thigh phase angle ⁇ is calculated by the following algorithm.
  • the thigh phase angle calculating means 550 calculates the hip joint angle ⁇ for each sampling timing, and differentiates this to calculate the hip joint angular velocity ⁇ .
  • the thigh phase angle calculating means 550 calculates the hip joint angle ⁇ (k) at the kth sampling timing S (k) (k is an integer of 1 or more) from the walking cycle reference timing, it differentiates this.
  • the hip joint angular velocity ⁇ (k) at the sampling timing S (k) is calculated.
  • the walking cycle reference timing may be, for example, a heel contact or a timing after a predetermined time has elapsed from the heel contact.
  • the timing of heel contact can be recognized by various methods. For example, when the hip joint angular velocity ⁇ when the thigh is swinging toward the anterior side and the posterior side with respect to the user's body axis (vertical axis) is positive and negative, respectively, the calculated hip joint angular velocity ⁇ is It can be configured to recognize the time point advanced by a predetermined phase angle ⁇ from the timing of transition from the positive value to zero as the heel contact time point.
  • the walking motion assisting device 100 includes a heel contact detecting means for detecting the heel contact, and the thigh phase angle detecting means 550 recognizes the timing detected by the heel contact detecting means as the heel contact time point. It is also possible.
  • the heel contact detecting means may be, for example, a pressure sensor capable of detecting the ground contact of the heel.
  • the acceleration sensor 515 when the acceleration sensor 515 is provided as in the walking motion assisting device 100 according to the present embodiment, the acceleration sensor 515 can also be used as the heel contact detecting means.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is based on the hip joint angle ⁇ (k) at the sampling timing S (k) and the hip joint angular velocity ⁇ (k), and the thigh phase angle ⁇ (at the sampling timing S (k)).
  • the thigh phase angle calculating means 550 calculates the thigh phase angle ⁇ (k) instead of the hip joint angle ⁇ (k) and the hip joint angular velocity ⁇ (k), and the normalized hip joint angle ⁇ a (although it is configured to use k) and the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k), in the following, in order to facilitate the understanding of the calculation algorithm of the thigh phase angle ⁇ (k), first, the hip joint angle ⁇ The configuration for calculating the thigh phase angle ⁇ (k) using (k) and the hip joint angular velocity ⁇ (k) will be described, and the normalized hip joint angle ⁇ a (k) and the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k) will be described later.
  • FIG. 10 schematically shows a trajectory diagram obtained by plotting the thigh phase angle ⁇ (walking state) defined by the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ over one walking cycle.
  • the hip joint angle ⁇ and the thigh phase angle ⁇ defined by the hip joint angular velocity ⁇ change between 0 and 2 ⁇ in one walking cycle.
  • the hip joint angles ⁇ in the state where the thigh is positioned anteriorly and posteriorly to the body axis along the vertical direction of the user are set to “positive” and “negative”, respectively, and the thigh is swung forward and posteriorly.
  • the hip joint angle velocity ⁇ in the above state is set to “positive” and “negative”, respectively
  • the thigh phase angle ⁇ in the state where the hip joint angle ⁇ is maximum in the “negative” direction and the hip joint angle velocity ⁇ is “zero” is 0.
  • the sampling timing S (1) in FIG. 10 the state where the hip joint angle ⁇ is the maximum in the “negative” direction and the hip joint angle velocity ⁇ is “zero”.
  • the hip joint angle ⁇ is “zero” and the hip joint angle velocity ⁇ is maximized in the “positive” direction.
  • the hip phase angle ⁇ changes from 0 to ⁇ / 2.
  • the hip joint is grounded via heel contact.
  • the thigh in the stance state is relatively swung backward and coincides with the user's body axis (hip joint angle ⁇ is “zero” and hip joint angular velocity ⁇ is maximum in the “negative” direction.
  • the hip phase angle ⁇ changes from the phase angle ⁇ to 3 ⁇ / 2.
  • the thigh in the stanced state is relatively swung backward from the state where it coincides with the user's body axis (the state where the hip joint angle ⁇ is “zero” and the hip joint angular velocity ⁇ is maximized in the “negative” direction).
  • the thigh phase angle. ⁇ changes from 3 ⁇ / 2 to 2 ⁇ .
  • the walking motion timing calculating means 560 has a conversion function for converting the thigh phase angle ⁇ into a periodic walking motion timing which is a percentage of the walking cycle, and the sampling timing sent from the thigh phase angle calculating means 550. Applying the thigh phase angle ⁇ (k) at S (k) to the conversion function, which cycle walking motion timing T (k) in the walking cycle corresponds to the sampling timing S (k) (that is, one walking cycle). Which periodic walking motion timing T (k) corresponds to the thigh phase angle ⁇ (k) when is set to 100%) is calculated.
  • the auxiliary torque calculating means 570 has an output torque pattern that defines the relationship between the periodic walking operation timing and the torque value to be output, and determines the periodic walking operation timing sent from the walking operation timing calculating means 560.
  • the torque value P (k) to be output at the sampling timing S (k) is calculated by applying it to the output torque pattern.
  • the output torque pattern is created for each user and stored in advance in the auxiliary torque calculation means 570.
  • the operation control means 580 executes operation control of the actuator (the electric motor 130) so as to output an auxiliary force of a torque value calculated by the auxiliary torque calculation means 570.
  • the walking motion assisting device 100 is based on the phase angle of the thigh (thigh phase angle ⁇ ) different from that of the lower leg to which the walking assisting force is applied, and the walking state during the walking cycle (thigh phase angle ⁇ ). It is configured to grasp the periodic walking operation timing) and output an auxiliary force according to the walking state to the lower leg. Therefore, compared to the configuration in which the walking state (periodic walking motion timing) is recognized based on the movement of the lower leg that makes complicated movements during walking, the walking state can be accurately recognized, and the assisting force suitable for the walking state Can be output.
  • the walking motion assisting device 100 is configured to apply the thigh phase angle ⁇ to the phase pattern function stored at that time to calculate the walking state (periodic walking motion timing). ing. Therefore, even if an irregular walking motion occurs during the walking cycle, the assisting force in the corrected state can be output.
  • the vector length of the plot points on the trajectory diagram defined by the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ is a predetermined threshold value.
  • the thigh phase angle ⁇ based on the hip joint angle ⁇ and the hip joint angular velocity ⁇ is calculated and the thigh phase angle ⁇ is transmitted to the walking motion timing calculating means, while the vector length is a predetermined threshold value only when the above value is exceeded.
  • the actuator operation prohibition signal is output.
  • the actuator (the electric motor 130) exerts a walking assisting force even though the walking motion is not started. It is possible to effectively prevent the output.
  • the walking motion assisting device 100 recognizes the walking state in one walking cycle based on the thigh phase angle ⁇ , and then uses the actuator (the electric motor 130) to attach the walking motion assisting device 100 to the lower leg.
  • the actuator the electric motor 130
  • it is configured to give walking assistance. Therefore, it is possible to supply an accurate walking assist force to a user who has hemiplegia due to a stroke or the like.
  • the conventional walking assist device configured to apply the walking assist force by an actuator such as an electric motor detects the movement of the controlled target portion to which the assist force is applied by the actuator, and based on the detection result, the above-mentioned It is configured to control the operation of the actuator.
  • the operation of an actuator that applies the walking assist force to the thigh is controlled based on the detection result of the movement of the thigh. ..
  • the operation of the actuator that applies the walking assist force to the lower leg is controlled based on the detection result of the movement of the lower leg. ..
  • the walking assisting force is applied to the lower leg based on the movement of the lower leg, which cannot perform a normal walking motion in the conventional walking assisting device. Since the operation of the provided actuator is controlled, there is a possibility that an accurate walking assist force cannot be provided.
  • the walking motion assisting device 100 operates the actuator (the electric motor 130) that applies a walking assisting force to the lower leg based on the thigh phase angle ⁇ as described above. It is configured to provide control. Therefore, even when the user has hemiplegia due to a stroke or the like, it is possible to supply an accurate walking assist force to the lower leg.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is calculated based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means 510 when calculating the thigh phase angle ⁇ (k).
  • Hip joint angle ⁇ (k) (hereinafter, also appropriately referred to as unnormalized hip joint angle ⁇ (k)) and hip joint angle velocity ⁇ (k) obtained by differentiating the unnormalized hip joint angle ⁇ (k) (hereinafter, As appropriate, the normalized hip joint angle ⁇ a (k) and the normalized hip joint angle velocity ⁇ a (k) are used instead of the unnormalized hip joint angle velocity ⁇ (k)).
  • the walking state (cycled walking motion timing) during the walking cycle can be accurately recognized.
  • the trajectory diagram of the thigh phase angle ⁇ is schematically shown in a state where the scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ and the scale (amplitude) of the hip joint angular velocity ⁇ are matched.
  • the scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ and the scale (amplitude) of the hip joint angular velocity ⁇ do not match, and both differ from user to user, and more strictly speaking, in the same user. Can also vary depending on the walking cycle.
  • FIG. 11 shows a schematic diagram of a trajectory diagram in a walking cycle of one user.
  • the scale (amplitude) of the hip joint angular velocity ⁇ is about twice the scale (amplitude) of the hip joint angle ⁇ .
  • S (1) in FIGS. 10 and 11 is the sampling timing when the hip joint angle ⁇ is the maximum in the “negative” direction and the hip joint angular velocity ⁇ is “zero”, and the sampling timings S (2) to S (12) is a sampling timing that follows the sampling timing S (1). Further, the thigh phase angles ⁇ (2) to ⁇ (12) are thigh phase angles obtained based on the measured values at the sampling timings S (2) to S (12), respectively.
  • FIG. 11 shows the time in the region where the absolute value of the hip joint angle ⁇ is larger than that in FIG. 10 (for example, sampling timings S (1) to S (3)).
  • the rate of change of the thigh phase angle ⁇ with respect to the passage increases, while the region where the absolute value of the hip joint angle ⁇ is small (for example, At the sampling timing S (7) to the sampling timing S (12)), the displacement ratio of the thigh phase angle ⁇ with respect to the passage of time becomes small.
  • the thigh phase angle ⁇ (k) at the sampling timing S (k) is expressed by the walking motion timing (periodic walking motion timing T (k)) defined by using the percentage with respect to the walking cycle.
  • T (k) ( ⁇ (k) / 2 ⁇ ) ⁇ 100 (%) Will be.
  • the rate of change in the periodic walking motion timing calculated based on the thigh phase angle ⁇ is calculated during one walking cycle. It fluctuates greatly according to the swing position of the thigh (that is, the magnitude of the absolute value of the hip joint angle ⁇ ), and as a result, the periodic walking operation timing cannot be accurately recognized, and the torque to be output by the actuator. It becomes difficult to obtain the value accurately.
  • the normalized hip joint angle ⁇ a (k) is calculated and unnormalized by dividing the unnormalized hip joint angle ⁇ (k) by the hip joint angular velocity normalization coefficient A.
  • the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k) is calculated by dividing the unnormalized hip joint angular velocity ⁇ (k) obtained by differentiating the hip joint angular velocity ⁇ (k) by the hip joint angular velocity normalization coefficient B to calculate the normalized hip joint angular velocity ⁇ a.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is the maximum of the absolute value of the unnormalized hip joint angle ⁇ obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means 510 within a predetermined period.
  • the value is stored as the normalization coefficient A for the hip joint angle, and the maximum of the absolute value of the unnormalized hip joint angular velocity ⁇ calculated by differentiating the unnormalized hip joint angle ⁇ obtained within the predetermined period.
  • the value is configured to be stored as the hip joint angular velocity normalization coefficient B.
  • the hip joint angle normalization coefficient A and the hip joint angular velocity normalization coefficient B corresponding to different walking "habits" for each user can be obtained, and the recognition accuracy of the periodic walking motion timing can be improved. Can be improved.
  • the thigh phase angle calculating means 550 stores the pre-input artificial input hip joint angle and artificially input hip joint angular velocity as the hip joint angular velocity normalization coefficient A and the hip joint angular velocity normalization coefficient B, respectively. It is also possible to transform it like this. In this modification, the artificially input hip joint angle and the artificially input hip joint angular velocity can be set for each user based on the user's past walking data.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is an absolute value of the unnormalized hip joint angle ⁇ obtained based on the angle-related signal from the thigh posture detecting means 510 within a predetermined period.
  • the maximum value is overwritten and saved as the hip joint angle normalization coefficient A instead of the artificially input hip joint angle, and the unnormalized hip joint angle ⁇ obtained within the predetermined period is differentiated and calculated.
  • the maximum value of the absolute value of the hip joint angular velocity ⁇ may be overwritten and stored as the hip joint angular velocity normalization coefficient B instead of the artificially input hip joint angular velocity.
  • the predetermined period is, for example, a predetermined number of walking cycles completed most recently, or a walking cycle completed most recently from the time when the main power of the walking motion assisting device 100 is turned on. Can be a period up to.
  • the predetermined number of times can be appropriately set by an integer of one or more times.
  • FIG. 12 shows a schematic diagram showing the walking postures in one walking cycle in chronological order.
  • one walking cycle includes the heel contact period (the period before and after the stepped leg touches the floor) X1 including the heel contact time point in which the heel touches the ground on the front side of the user's body axis (vertical axis).
  • the stance phase (the period during which the contacted lower leg moves backward relative to the body) X2 and the stance phase X2 are completed, in which the heel-contacted leg is moved relative to the posterior side while being in contact with the ground. It includes an early stage X3a of the swing phase in which the lower leg of the leg standing from the time is pulled up, and a late stage X3b of the swing phase in which the raised lower leg is relatively moved forward to lead to heel contact.
  • the walking assist force includes a force that pushes the lower leg in the extension direction with respect to the thigh and a force that pushes the lower leg in the flexion direction with respect to the thigh, and is required according to the operation timing during the walking cycle.
  • the direction of walking assistance is different.
  • a walking assist force in the extension direction is required to rotate the lower leg around the knee joint in the knee extension direction to prevent knee breakage.
  • a walking assist force in the flexion direction is required to rotate the lower leg around the knee joint in the knee flexion direction to assist the leg pulling.
  • a walking assist force for rotating the lower leg around the knee joint in the knee extension direction is required.
  • FIG. 13 shows the flow of the actuator operation control mode by the control device 500 in the walking operation assisting device 100.
  • the control device 500 activates the actuator operation control mode in response to the start signal input.
  • the start signal is input in response to a user's artificial operation on an artificial operation member such as a start button, for example.
  • the thigh phase angle calculating means 550 determines in step S11 whether or not a predetermined number of walking cycles have been completed. Whether or not the predetermined number of walking cycles have been completed is determined by counting the number of times the thigh phase angle ⁇ (k) calculated in step S18 described later returns to the preset walking cycle reference angle, and this count is performed. It can be determined whether or not the number of times has reached a predetermined number of times.
  • step S11 is YES
  • step S12 is bypassed and the process proceeds to step S13.
  • NO is determined in step S11, and the process proceeds to step S13. Note that step S12 will be described later.
  • step S13 the thigh phase angle calculating means 550 denormalizes at the one sampling timing S (k) based on the angle-related signal at the one sampling timing S (k) from the thigh posture detecting means 510.
  • the hip joint angle ⁇ (k) is calculated, and in step S14, the unnormalized hip joint angular velocity ⁇ (k) at the one sampling timing S (k) is calculated based on the unnormalized hip joint angle ⁇ (k).
  • step S15 the thigh phase angle calculating means 550 divides the unnormalized hip joint angle ⁇ (k) by the stored hip joint angle normalization coefficient A, and normalizes at the sampling timing S (k).
  • the hip joint angle ⁇ a (k) is calculated, and the unnormalized hip joint angular velocity is divided by the memorized normalization coefficient B for the hip joint angular velocity, and the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k) at the sampling timing S (k). ) Is calculated.
  • the thigh phase angle calculating means 550 creates a trajectory diagram based on the normalized hip joint angle ⁇ a (k) and the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k), and in step S17, the plot points on the trajectory diagram. It is determined whether or not the vector length (distance between the plot point and the origin) of is exceeding the threshold.
  • step S17 When the step S17 is NO, the thigh phase angle calculating means 550 determines that the walking operation has not been started, and outputs an actuator operation prohibition signal (step S25). In this case, the actuator operation control mode returns to step S11.
  • the thigh phase angle calculating means 550 determines that the walking motion is being performed, and is based on the normalized hip joint angle ⁇ a (k) and the normalized hip joint angular velocity ⁇ a (k).
  • the thigh phase angle ⁇ (k) is calculated and transmitted to the walking motion timing calculating means 560 (step S18).
  • the walking motion timing calculating means 560 calculates the periodic walking motion timing T (k) from the thigh phase angle ⁇ (k) from the thigh phase angle calculating means 550 and transmits it to the auxiliary torque calculating means 570 (step S19). ).
  • the auxiliary torque calculating means 570 applies the storage cycle walking motion timing T (k) from the walking motion timing calculating means 560 to the output torque pattern to be stored, and at this timing (sampling timing S (k)), the auxiliary torque calculating means 570 applies the storage cycle walking motion timing T (k).
  • the magnitude and direction of the walking assist force to be output by the actuator are acquired and transmitted to the operation control means 580 (step S20).
  • the operation control means 580 controls the operation of the actuator so that the walking assist force of the magnitude and direction calculated by the auxiliary torque calculation means 570 is output (step S21).
  • step S22 the control device 500 determines whether or not the end signal of the actuator operation control mode is input, returns to step S11 if there is no input of the end signal, and when the end signal is input. Exits the control mode.
  • the end signal is input according to the user's artificial operation on the artificial operation member such as the end button.
  • the thigh phase angle calculating means 550 determines whether or not the number of walking cycles counted in step S18 has reached a predetermined number, and if YES, step S12. Move to.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is the maximum value of the absolute value in the unnormalized hip joint angle ⁇ obtained based on the angular signal from the thigh posture detecting means 510 within a predetermined number of walking cycles.
  • the maximum value of the absolute value in the unnormalized hip joint angular velocity ⁇ is overwritten as the hip joint angular velocity normalization coefficient B.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Physical Education & Sports Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Rehabilitation Therapy (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pain & Pain Management (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Business, Economics & Management (AREA)
  • General Business, Economics & Management (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Rehabilitation Tools (AREA)

Abstract

本発明に係る歩行動作補助装置においては、大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段が、大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる未正規化股関節角度を、記憶している股関節角度用正規化係数で除して正規化股関節角度を算出し且つ前記未正規化股関節角度を微分して得られる未正規化股関節角速度を、記憶している股関節角速度用正規化係数で除して正規化股関節角速度を算出し、前記正規化股関節角度及び前記正規化股関節角速度を用いて大腿位相角を算出するように構成されている。

Description

歩行動作補助装置
　本発明は、歩行動作補助装置に関する。
　脚の不自由な人や脳卒中等の為に麻痺を有する人の歩行補助用又はリハビリテーション用の器具として、脚の動きを補助する電動モータ等のアクチュエータが備えられた歩行動作補助装置が提案されている（下記特許文献１参照）。
　前記歩行動作補助装置は、長下肢装具に脱着可能とされ、前記長下肢装具における下腿フレームに前後方向の歩行補助力を付与し得るように構成されている。
　前記歩行動作補助装置は、前記長下肢装具に脱着可能に装着されるケーシングと、前記ケーシングに支持された前記アクチュエータと、前記アクチュエータからの回転動力によって前記長下肢装具における下腿フレームを前後に押動する駆動アームと、ユーザーの大腿の前後揺動角度である股関節角度を検出する大腿姿勢検出手段と、前記大腿姿勢検出手段からの股関節角度に基づいて大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段と、一歩行周期中の歩行動作タイミング及び出力すべきトルク値の関係を規定した出力トルクパターンを有し、前記大腿位相角に基づいて認識される一歩行周期中の歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出する補助トルク算出手段と、前記補助トルク算出手段によって算出されたトルク値の補助力を出力するように前記アクチュエータの作動制御を司る作動制御手段とを備えている。
　前記大腿位相角算出手段は、前記大腿姿勢検出手段から入力される股関節角度θと、前記股関節角度θを微分して得られる股関節角速度ωとに基づき、大腿位相角φ（＝－Ａｒｃｔａｎ(ω／θ）＋π）を算出する。
　図１０に、股関節角度θ及び股関節角速度ωによって画される大腿位相角φ（歩行状態）を一歩行周期に亘ってプロットすることによって得られるトラジェクトリ線図を模式的に示す。
　図１０に示すように、股関節角度θ及び股関節角速度ωによって画される大腿位相角φは、一歩行周期において０～２πの間で変化する。
　詳しくは、大腿がユーザーの鉛直方向に沿った体軸より前方及び後方に位置されている状態の股関節角度θをそれぞれ「正」及び「負」とし、大腿が前方及び後方へ向けて揺動されている状態の股関節角速度ωをそれぞれ「正」及び「負」とした場合において、股関節角度θが「負」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態の大腿位相角φを０とすると、大腿が後方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「負」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態、図１０中のサンプリングタイミングＳ(1)）から、大腿が遊脚状態で相対的に前方側へ移動してユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「正」の方向に最大となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ１）においては、大腿位相角φは０からπ／２に変化する。
　次いで、引き上げた遊脚状態の大腿がユーザーの体軸と一致している状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「正」の方向に最大となる状態）からさらに相対的に前方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「正」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ２）においては、大腿位相角φはπ／２からπに変化する。
　そして、遊脚状態の大腿が前方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「正」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態）から、ヒールコンタクトを経て接地して立脚状態となり、当該立脚状態の大腿が相対的に後方側へ揺動されてユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「負」の方向に最大となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ３）においては、大腿位相角φは位相角πから３π／２に変化する。
　さらに、立脚状態の大腿がユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「負」の方向に最大となる状態）から相対的に後方側へ揺動されて後方側へ最大揺動された状態（股関節角度が「負」の方向に最大で且つ股関節角速度が「ゼロ」となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ４）においては、大腿位相角φは３π／２から２πに変化する。
　ところで、図１０において模式的に記載したトラジェクトリ線図は、理解容易化の為に、股関節角度θのスケール（即ち、股関節角度θの振幅）と股関節角速度ωのスケール（即ち、股関節角速度ωの振幅）とを一致させているが、実際には、股関節角度θのスケールと股関節角速度ωのスケールとは一致せず、しかも、両者の相違の程度はユーザー毎に相違し、より厳密に言えば、同一ユーザーにおいても歩行周期によって異なり得る。
　図１１に、一のユーザーのある歩行周期におけるトラジェクトリ線図の模式図を示す。
　図１１に示す例においては、股関節角速度ωのスケールが股関節角度θのスケールの約２倍となっている。
　図１０及び図１１の比較から明らかなように、図１１は、図１０に比して、股関節角度θの絶対値が大きい領域（例えば、サンプリングタイミングＳ(1)～Ｓ(3)）では時間経過に対する大腿位相角φの変化割合（即ち、一のサンプリングタイミングと次のサンプリングタイミングとの間における大腿位相角φの変位割合）が大きくなる一方で、股関節角度θの絶対値の小さい領域（例えば、サンプリングタイミングＳ(7)～サンプリングタイミングＳ(12)）では時間経過に対する大腿位相角φの変位割合が小さくなる。
　ここで、大腿位相角φと、歩行周期中の周期歩行動作タイミングＴ（即ち、大腿位相角φが一歩行周期中のどのタイミングに位置しているかを、歩行周期に対する百分率を用いて示すタイミング）とは、
　Ｔ＝（φ／２π）×１００（％）
の関係を有している。
　従って、股関節角度θのスケールと股関節角速度ωのスケールとが異なっていると、大腿位相角φに基づいて算出される周期歩行動作タイミングの変化割合が、一歩行周期中における大腿の揺動位置（即ち、股関節角度θの絶対値の大小）に応じて大きく異なり、周期歩行動作タイミングを正確に認識することができず、結果、周期歩行動作タイミングに基づいて算出される、前記アクチュエータが出力すべきトルク値を正確に得ることが困難になる。
　このように、前記特許文献１に記載の歩行動作補助装置は、歩行補助力の付与対象部位である下腿ではなく、大腿の位相角φに基づいて歩行周期中の周期歩行動作タイミングを認識しており、これにより、下腿の動きに基づいて周期歩行動作タイミングを認識する構成に比して、複雑な構造を要することなく周期歩行動作タイミングを認識できるという効果を有する点においては有効であるが、周期歩行動作タイミングを正確に認識するという点においては改善の余地があった。
特許第６１４８７６６号公報
　本発明は、斯かる従来技術に鑑みなされたものであり、大腿位相角に基づいて、歩行周期に対する百分率である周期歩行動作タイミングを認識し、周期歩行動作タイミングに応じた歩行補助力を下腿に付与するように構成された歩行動作補助装置であって、周期歩行動作タイミングの認識精度を向上させ得る歩行動作補助装置の提供を目的とする。
　本発明は、前記目的を達成するために、ユーザーの歩行動作に対して補助力を付与するアクチュエータと、サンプリングタイミング毎にユーザーの大腿の前後揺動角度である股関節角度に関連する角度関連信号を検出する大腿姿勢検出手段と、前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる股関節角度及び当該股関節角度を微分して得られる股関節角速度を用いて大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段と、一歩行周期中の周期歩行動作タイミング及び出力すべきトルク値の関係を規定した出力トルクパターンを有し、前記大腿位相角に基づいて認識される一歩行周期中の周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出する補助トルク算出手段と、前記補助トルク算出手段によって算出されたトルク値の補助力を出力するように前記アクチュエータの作動制御を司る作動制御手段とを備え、前記大腿位相角算出手段は、前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる未正規化股関節角度を、記憶している股関節角度用正規化係数で除して正規化股関節角度を算出し且つ前記未正規化股関節角度を微分して得られる未正規化股関節角速度を、記憶している股関節角速度用正規化係数で除して正規化股関節角速度を算出し、前記正規化股関節角度及び前記正規化股関節角速度を用いて大腿位相角を算出するように構成されている歩行動作補助装置を提供する。
　本発明に係る歩行動作補助装置によれば、大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段が、大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる未正規化股関節角度を、記憶している股関節角度用正規化係数で除して正規化股関節角度を算出し且つ前記未正規化股関節角度を微分して得られる未正規化股関節角速度を、記憶している股関節角速度用正規化係数で除して正規化股関節角速度を算出し、前記正規化股関節角度及び前記正規化股関節角速度を用いて大腿位相角を算出するように構成されているので、一のサンプリングタイミング及び次のサンプリングタイミング間での大腿位相角の変位の程度を、一歩行周期に亘って均一化させることができ、大腿位相角に基づいて認識される周期歩行動作タイミングの精度を向上させることができる。
　一形態においては、前記大腿位相角算出手段は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度の中で絶対値の最大値を前記股関節角度用正規化係数として記憶し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度を微分して算出される未正規化股関節角速度の中で絶対値の最大値を前記股関節角速度用正規化係数として記憶するように構成される。
　他形態においては、前記大腿位相角算出手段は、予め入力されている人為入力股関節角度及び人為入力股関節角速度をそれぞれ前記股関節角度用正規化係数及び前記股関節角速度用正規化係数として記憶する。
　前記他形態において、好ましくは、前記大腿位相角算出手段は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度の中の絶対値の最大値を前記人為入力股関節角度に代えて前記股関節角度用正規化係数として上書き保存し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度を微分して算出された未正規化股関節角速度の中の絶対値の最大値を前記人為入力股関節角速度に代えて前記股関節角速度用正規化係数として上書き保存するように構成される。
　前記一形態及び前記他形態において、前記所定期間とは、直近に完了した所定回数の歩行周期とされる。
　これに代えて、前記所定期間とは、当該歩行動作補助装置の主電源がオンされた時点から直近に完了した歩行周期までの期間とされる。
　本発明に係る歩行動作補助装置は、大腿位相角と歩行周期における周期歩行動作タイミングとの関係を規定した歩行動作タイミング関数を有し、前記大腿位相角算出手段から送られてくる大腿位相角を前記歩行動作タイミング関数に適用して歩行周期中の周期歩行動作タイミングを算出する歩行動作タイミング算出手段を備えることができる。
　この場合、前記補助トルク算出手段は、前記歩行動作タイミング算出手段によって算出された周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出するように構成される。
図１は、本発明に係る歩行動作補助装置が装着可能な長下肢装具の正面図である。 図２は、図１におけるII部拡大斜視図である。 図３は、図２の分解斜視図である。 図４は、図２の縦断斜視図である。 図５は、本発明の一実施の形態に係る歩行動作補助装置が長下肢装具に装着された状態をユーザー幅方向内方且つ前方から視た斜視図である。 図６は、前記歩行動作補助装置を装着面の側（ユーザー幅方向内方側）から視た分解斜視図である。 図７は、前記歩行動作補助装置及び前記長下肢装具をユーザー幅方向外方から視た分解斜視図である。 図８は、前記歩行動作補助装置及び前記長下肢装具の分解縦断面図である。 図９は、前記歩行動作補助装置の制御ブロック図である。 図１０は、前記歩行動作補助装置における制御装置によって算出される股関節角度θ及び股関節角速度ωを一歩行周期に亘ってプロットすることによって得られるトラジェクトリ線図であり、股関節角度θのスケール（振幅）と股関節角速度ωのスケール（振幅）とを一致させた状態で示している。 図１１は、前記歩行動作補助装置における制御装置によって算出される股関節角度θ及び股関節角速度ωを一歩行周期に亘ってプロットすることによって得られるトラジェクトリ線図であり、股関節角速度ωのスケール（振幅）が股関節角度θのスケール（振幅）の２倍とされているユーザーのトラジェクトリ線図である。 図１２は、一歩行周期中の歩行姿勢を時系列で表した模式図である。 図１３は、前記歩行動作補助装置における制御装置によって実行されるアクチュエータ作動制御モードのフロー図である。
　以下、本発明に係る歩行動作補助装置の一実施の形態について、添付図面を参照しつつ説明する。
　本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、長下肢装具１を装着したユーザーに対して歩行補助力を提供するものであり、左脚用の長下肢装具及び右脚用の長下肢装具の何れにも装着可能とされている。
　まず、前記長下肢装具１について、左脚用長下肢装具を例に説明する。
　図１に、ユーザーの左脚に装着される左脚用長下肢装具の正面図を示す。
　なお、左脚用長下肢装具及び右脚用長下肢装具は、ユーザーの鉛直方向に沿った体軸を通って前後方向に延びる中央垂直面を基準にして左右対称とされる。
　前記長下肢装具１は、脚の不自由な人や脳卒中等の為に麻痺を有する人が、歩行補助の為、又は、リハビリテーションの為に装着する器具であり、ユーザーの体格に合わせてオーダーメイドされるものである。
　図１に示すように、前記長下肢装具１は、ユーザーの大腿に装着される大腿装着体１１と、前記大腿装着体１１を支持した状態で略上下方向に延びる大腿フレーム２０と、ユーザーの下腿に装着される下腿装着体３１と、前記下腿装着体３１を支持した状態で略上下方向に延びる下腿フレーム４０とを有している。
　前記大腿装着体１１及び前記下腿装着体３１は、それぞれ、ユーザーの大腿及び下腿に装着可能とされる限り種々の形態を取り得る。
　本実施の形態においては、前記大腿装着体１１は、ユーザーの大腿が挿入可能で且つ大腿にフィットするような大きさの装着孔を有する筒状とされている。
　同様に、前記下腿装着体３１は、ユーザーの下腿が挿入可能で且つ下腿にフィットするような大きさの装着孔を有する筒状とされている。
　本実施の形態においては、図１に示すように、前記大腿フレーム２０は、前記大腿装着体１１のユーザー幅方向Ｗの外方側において略上下方向に延びる第１大腿フレーム２０（１）と、前記大腿装着体１１のユーザー内方側において略上下方向に延びる第２大腿フレーム２０（２）とを有している。
　同様に、前記下腿フレーム４０は、前記下腿装着体３１のユーザー幅方向Ｗの外方側において略上下方向に延びる第１下腿フレーム４０（１）と、前記下腿装着体３１のユーザー幅方向Ｗの内方側において略上下方向に延びる第２下腿フレーム４０（２）とを有している。
　図２に、図１におけるII部拡大斜視図を示す。
　また、図３に、図２の分解斜視図を示す。
　なお、図３においては、理解容易化の為に構成部材の一部の図示を省略している。
　さらに、図４に、図２の縦断斜視図を示す。
　図１～図４に示すように、前記下腿フレーム４０は、装具側回動連結部５０を介して前記大腿フレーム２０にユーザーの膝関節と同軸上の装具側枢支軸線Ｘ回り揺動可能に連結されている。
　前述の通り、本実施の形態においては、前記大腿フレーム２０は前記第１及び第２大腿フレーム２０（１）、２０（２）を有し、前記下腿フレーム４０は前記第１及び第２下腿フレーム４０（１）、４０（２）を有している。
　この場合、前記第１下腿フレーム４０（１）の上端部が前記第１大腿フレーム２０（１）の下端部に第１装具側回動連結部５０（１）を介して装具側枢支軸線Ｘ回り揺動可能に連結され、前記第２下腿フレーム４０（２）の上端部が前記第２大腿フレーム２０（２）の下端部に第２装具側回動連結部５０（２）を介して装具側枢支軸線Ｘ回り揺動可能に連結される。
　詳しくは、図２～図４に示すように、前記大腿フレーム２０は、上下方向に延びるフレーム本体２１ｃと、前記フレーム本体２１ｃの下端部のユーザー幅方向Ｗの両側にピン連結又は溶接等によって固着された一対の連結片２１ａ、２１ｂとを有しており、対応する前記下腿フレーム４０の上端部が前記一対の連結片２１ａ、２１ｂの間に介挿されている。
　前記一対の連結片２１ａ、２１ｂには装具側枢支軸線Ｘと同軸上に大腿フレーム取付孔２０ａが設けられており、前記下腿フレーム４０には装具側枢支軸線Ｘと同軸上に下腿フレーム取付孔４０ａが設けられている。
　前記装具側回動連結部５０は、前記大腿フレーム取付孔２０ａ及び前記下腿フレーム取付孔４０ａによって形成される装具側フレーム取付孔に挿通されて、対応する前記大腿フレーム２０及び前記下腿フレーム４０同士を装具側枢支軸線Ｘ回り回動可能に連結する装具側連結具５１を有している。
　図２～図４に示すように、前記装具側連結具５１は、前記装具側フレーム取付孔内において互いに対して分離可能に螺合される雌ネジ部材５２及び雄ネジ部材５５を有している。
　前記雌ネジ部材５２は、ユーザー幅方向一方側から前記装具側フレーム取付孔に挿入される筒部５３と、前記筒部５３のユーザー幅方向一方側から前記装具側フレーム取付孔より径方向外方へ延在されるフランジ部５４とを有しており、前記筒部５３には自由端側に開くネジ穴が形成されている。
　一方、前記雄ネジ部材５５は、ユーザー幅方向他方側から前記ネジ穴に螺入される雄ネジが形成された筒部５６と、前記筒部５６のユーザー幅方向他方側から前記装具側フレーム取付孔より径方向外方へ延在されたフランジ部５７とを有している。
　図２～図４に示すように、本実施の形態においては、前記雌ネジ部材５２が前記大腿装着体１１に挿入されるユーザーの大腿の側から前記装具側フレーム取付孔に挿入されており、前記雄ネジ部材５５がユーザーの大腿とは反対側から前記雌ネジ部材５２に螺合されている。
　なお、図３及び図４中の符号５４ａは、前記フランジ部５３に設けられた径方向外方突起であり、前記内側連結片２１ｂに形成された凹部２２（図３参照）に係合することで、前記雌ねじ部材５２が前記内側連結片２１ｂ（即ち、前記大腿フレーム２０）に対して軸線回り相対回転不能に保持されるようになっている。
　本実施の形態においては、ユーザーの下腿の最大伸展時における前記下腿フレーム４０の装具側枢支軸線Ｘ回りの揺動位置が、前記下腿フレーム４０の前記大腿フレーム２０に対する装具側枢支軸線Ｘ回り前方側への揺動端とされている。
　詳しくは、図３に示すように、前記下腿フレーム４０の上端面は、（前記大腿フレーム２０に対向する端面）は装具側枢支軸線Ｘ回り一方側から他方側へ行くに従って装具側枢支軸線Ｘからの径方向距離が増大するような傾斜面とされており、前記大腿フレーム２０の下端面２５（前記下腿フレーム４０に対向する端面）は前記下腿フレーム４０の上端面４５に対応した傾斜面とされている。
　斯かる構成により、下腿最大伸展時においては、前記下腿フレーム４０は、前記大腿フレーム２０に対して装具側枢支軸線Ｘ回り一方側（ユーザーの下腿が大腿に対して屈曲する方向）へのみ回動が許容され、他方側（ユーザーの下腿が大腿に対して伸展する方向）への回動は禁止されるようになっている。
　本実施の形態においては、前記長下肢装具１は、図１～図４に示すように、さらに、前記下腿フレーム４０の前記大腿フレーム２０に対する装具側枢支軸線Ｘ回り双方向の回動を禁止する為のロック部材７０を有している。
　前記ロック部材７０は、前記大腿フレーム２０及び前記下腿フレーム４０を囲繞して両フレーム２０、４０を連結し、前記下腿フレーム４０が前記大腿フレーム２０に対して装具側枢支軸線Ｘ回りに相対回転することを防止するロック状態（図２に示す状態）と、前記大腿フレーム２０及び前記下腿フレーム４０の連結を解除し、前記下腿フレーム４０が前記大腿フレーム２０に対して装具側枢支軸線Ｘ回りに相対回転することを許容する解除状態とを取り得るように構成されている。
　なお、本実施の形態においては、前記ロック部材７０は、前記第１大腿フレーム２０（１）及び前記第１下腿フレーム４０（１）に作用する第１ロック部材７０（１）と、前記第２大腿フレーム２０（２）及び前記第２下腿フレーム４０（２）に作用する第２ロック部材７０（２）とを有している。
　本実施の形態においては、図１に示すように、前記長下肢装具１は、さらに、ユーザーが足を載置する足フレーム６０を有している。
　この場合、前記下腿フレーム４０は、下端部が前記足フレーム６０に連結される。
　以下、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００について説明する。
　図５に、前記歩行動作補助装置１００が左脚用の前記長下肢装具１に装着された状態をユーザー幅方向内方且つ前方から視た斜視図を示す。
　また、図６に、前記歩行動作補助装置１００を装着面の側から視た分解斜視図を示す。
　さらに、図７及び図８に、それぞれ、前記歩行動作補助装置１００及び前記長下肢装具１をユーザー幅方向外方且つ前方から視た分解斜視図、及び、分解縦断面図を示す。
　図５～図８に示すように、前記歩行動作補助装置１００は、前記長下肢装具１に着脱可能に連結されるケーシング１１０と、前記ケーシング１１０に収容され、下腿に対する歩行補助力を出力するアクチュエータと、前記アクチュエータによって作動的に揺動駆動される駆動アーム１５０と、一歩行周期中の歩行動作状態を検出する歩行動作状態検出センサ１７０と、前記アクチュエータの作動制御を司る制御装置５００とを備えている。
　前記ケーシング１１０は、前記アクチュエータを支持するフレーム１１５と、前記フレーム１１５及び前記アクチュエータを囲繞するカバー１２０とを有している。
　前記フレーム１１５は、前記ケーシング１１０が前記長下肢装具１に装着された状態において略上下方向に延びる上下方向延在壁１１７と、前記上下方向延在壁１１７から略水平に延びる水平方向延在壁１１９とを有している。
　前記カバー１２０は、前記第１大腿フレーム２０（１）と対向する装着面１１２を形成する下カバー１２２と、前記下カバー１２２に着脱可能に連結される上カバー１２５であって、前記下カバー１２２と共働して前記フレーム１１５及び前記アクチュエータを収容する収容空間を形成する上カバー１２５とを有している。
　本実施の形態においては、前記上下方向延在壁１１７が前記下カバー１２２の内面にボルト等の締結部材によって連結されることで、前記フレーム１１５が前記カバー１２０の収容空間内に固定されている。
　なお、本実施の形態においては、前記上カバー１２５は、前記下カバー１２２に着脱可能に連結される第１上カバー１２５ａと、前記第１上カバー１２５ａに着脱可能に連結される第２上カバー１２５ｂとを有している。
　本実施の形態においては、前記アクチュエータとして、電動モータ１３０が採用されている。
　図６に示すように、前記電動モータ１３０は、モータ本体１３２と、前記モータ本体１３２に連結された出力軸１３５とを有しており、前記出力軸１３５から軸線回り一方側の第１方向及び軸線回り他方側の第２方向の双方向の回転動力を出力し得るように構成されている。
　本実施の形態においては、前記モータ本体１３２は、前記水平方向延在壁１１９に載置された状態で前記フレーム１１５に支持されており、前記出力軸１３５は前記水平方向延在壁１１９より下方へ延在されている。
　図６及び図７に示すように、本実施の形態に係る前記歩行動作補助装置１００は、さらに、バッテリ等の前記電動モータ１３０の動力源１９０を有している。
　前記動力源１９０は、前記電動モータ１３０の上方に位置するように前記上下方向延在壁１１７に支持されている。
　前記駆動アーム１５０は、前記出力軸１３５に作動連結され、前記出力軸１３５の第１及び第２方向の回転出力に応じて、駆動側枢支軸線Ｙ回り一方側の第１方向及び他方側の第２方向へ揺動する。
　図８に示すように、本実施の形態においては、前記駆動アーム１５０は、伝動ギヤ機構１４０を介して前記出力軸１３５に作動連結されている。
　前記伝動ギヤ機構１４０は、前記出力軸１３５に相対回転不能に支持された駆動側ベベルギヤ１４２と、前記駆動側ベベルギヤ１４２と噛合された状態で駆動側枢支軸線Ｙ上に配置された従動側ベベルギヤ１４４とを有している。
　前記従動側ベベルギヤ１４４は、ユーザー幅方向Ｗに関し、前記出力軸１３５より前記長下肢装具１に近接する側に配置されている。
　そして、前記駆動アーム１５０の基端部が前記従動側ベベルギヤ１４４に連結されており、これにより、前記出力軸１３５の出力に応じて前記駆動アーム１５０が駆動側枢支軸線Ｙ回りに揺動するようになっている。
　なお、図８に示すように、前記下カバー１２２にはアクセス開口１２３が設けられており、前記従動側ベベルギヤ１４４及び前記駆動アーム１５０の基端部は前記アクセス開口１２３を介して連結されている。
　前記駆動アーム１５０の先端部は、前記歩行動作補助装置１００を前記長下肢装具１に装着させた状態において前記第１下腿フレーム４０（１）に作動連結され、前記駆動アーム１５０の駆動側枢支軸線Ｙ回りの揺動に応じて前記第１下腿フレーム４０（１）を装具側枢支軸線Ｘ回りに押動するようになっている。
　本実施の形態に係る前記歩行動作補助装置１００は、さらに、前記駆動アーム１５０の揺動位置を検出する回転センサ１６０を有している。
　詳しくは、図８に示すように、前記従動側ベベルギヤ１４４には、駆動側枢支軸線Ｙ回り相対回転不能に被検出軸１４６が連結されており、前記回転センサ１６０は前記被検出軸１４６の軸線回りの回転角度を検出するように配置されている。
　前記歩行動作補助装置１００は、上部、下部及び上下中間部の３箇所で前記長下肢装具１に着脱自在に装着される。
　詳しくは、図６に示すように、前記歩行動作補助装置１００は、上部連結機構２２０、下部連結機構２６０及び中間連結機構２５０を有している。
　図８に示すように、前記中間連結機構２５０は、前記長下肢装具１に設けられたボールスタッド２５１と、前記歩行動作補助装置１００に設けられ、前記ボールスタッド２５１がボールジョイントされる収容凹部２５８とを有している。
　図８に示すように、前記ボールスタッド２５１は、前記長下肢装具１の装具側枢支軸線Ｘと同軸上に立設され、前記歩行動作補助装置１００に向けて延びる軸部２５２と、前記軸部２５２の先端部に設けられた球頭部２５５とを有している。
　本実施の形態においては、前記ボールスタッド２５１は、前記装具側連結具５１を利用して、前記長下肢装具１に立設されている。
　詳しくは、図４及び図８に示すように、前記ボールスタッド２５１は、前記装具側連結具５１における前記雌ネジ部材５２及び前記雄ネジ部材５５のうちユーザー幅方向外方側に位置する外方側ネジ部材（本実施の形態においては、前記雄ネジ部材５５）に代えて、前記雌ネジ部材５２及び前記雄ネジ部材５５のうちユーザー幅方向内方側に位置する内方側ネジ部材（本実施の形態においては、前記雌ネジ部材５２）にネジ連結されることで、前記長下肢装具１に立設されている。
　前記ボールスタッド２５１及び前記内方側ネジ部材のネジ連結は種々の構成によって現出され得る。
　例えば、前記ボールスタッド２５１に、軸線方向に貫通する段付き軸線孔を形成することができる。前記段付き軸線孔は、前記球頭部２５５が位置する側に開口する大径孔と、軸線方向に関し前記球頭部とは反対側に開口する小径孔と、前記大径孔及び前記小径孔をつなぐ段部とを有するものとされる。そして、前記段付き軸線孔に挿通され且つ前記内方側ネジ部材にネジ連結されるボルト等の締結部材を介して前記ボールスタッド２５１及び前記内方側ネジ部材を連結させることができる。
　斯かる構成によれば、前記ボールスタッド２５１を既存の長下肢装具１に対して、装具側枢支軸線Ｘと同軸上に容易に立設させることができる。
　本実施の形態においては、図８に示すように、前記収容凹部２５８は前記駆動アーム１５０の基端部に形成されている。
　斯かる構成によれば、前記歩行動作補助装置１００のユーザー幅方向に関する小型化を図りつつ、装具側枢支軸線Ｘ及び駆動側枢支軸線Ｙを確実に同軸上に位置させることができる。
　図６に示すように、前記上部連結機構２２０は、前記装着面１１２にユーザー幅方向内方側へ延びるように設けられた上部回動軸２２２と、前記上部回動軸２２２に軸線回り回動可能に支持された上部締結部材２２５とを備えている。
　前記上部締結部材２２５は、前記上部回動軸２２２に支持された軸受部２２７と、前記軸受部２２７から径方向外方へ延在されたカム部２２９とを有している。
　前記カム部２２９は、外周面と前記上部回動軸２２２の軸線との間の径方向距離が前記上部回動軸２２２の軸線回り一方側へ行くに従って長くなるように構成されている。
　前記上部連結機構２２０は、さらに、前記上部回動軸２２２との間に前記第１大腿フレーム２０（１）が介在され得る距離だけ前記上部回動軸２２２からユーザー前後方向に離間された位置で前記装着面１１２に設けられた上部受け止め部材２４６を備えている。
　本実施の形態においては、前記上部連結機構２２０は、前記装着面１１２からユーザー幅方向内方側へ延びるように設けられた上部受け止め軸２４７を備えており、前記上部受け止め軸２４７に支持された弾性ローラ２４８が前記上部受け止め部材２４６として作用している。
　前記上部締結部材２２５が前記上部回動軸２２２回り解放位置に位置された状態においては、前記歩行動作補助装置１００を前記長下肢装具１に近接させる方向へ移動させることにより前記上部締結部材２２５及び前記上部受け止め部材２４６の間のスペース内に前記第１大腿フレーム２０（１）を位置させることができ且つ前記第１大腿フレーム２０（１）が前記スペース内に位置されている状態において前記歩行動作補助装置１００Ａを前記長下肢装具１から離間させる方向へ移動させることにより前記スペースから前記第１大腿フレーム２０（１）を退出させることができるようになっている。
　さらに、前記スペース内に前記第１大腿フレーム２０（１）が位置されている状態において前記上部締結部材２２５を前記上部回動軸２２２回りに解放位置から締結位置へ回動させると、前記カム部２２９が前記上部受け止め部材２４６と共働して前記第１大腿フレーム２０（１）をユーザー前後方向に関し狭持し、これにより、前記歩行動作補助装置１００の上部が前記第１大腿フレーム２０（１）に連結された状態が現出される。
　図６に示すように、本実施の形態においては、前記上部締結部材２２５は、さらに、前記軸受部２２７から径方向外方へ延びる操作アーム２３０を有している。
　前記操作アーム２３０は、自由端と前記上部回動軸２２２の軸線との間の径方向長さが、前記カム部２２９の径方向最外端と前記上部回動軸２２２の軸線との間の径方向長さよりも大となるように、構成されている。
　斯かる構成により、前記操作アーム２３０を介して前記上部締結部材２２５を前記上部回動軸２２２回りに容易に回動させることを可能としつつ、前記第１大腿フレーム２０（１）及び前記歩行動作補助装置１００の上部に意に反した外力が付加した場合に、前記カム部２２９を介して前記上部締結部材２２５が前記上部回動軸２２２回りに回動されて前記歩行動作補助装置１００の上部及び前記第１大腿フレーム２０（１）の連結状態が解除されることを有効に防止することができる。
　また、図６に示すように、本実施の形態においては、前記上部締結部材２２５は、前記カム部２２９よりユーザー幅方向内方側において前記軸受部２２７から径方向外方へ延びる係合アーム２３２を有している。
　前記係合アーム２３２は、前記上部締結部材２２５及び前記上部受け止め部材２４６の間のスペース内に位置されている状態の前記第１大腿フレーム２０（１）より、ユーザー幅方向内方側に位置するように、前記上部締結部材２２５に備えられている。
　前記係合アーム２３２には、前記上部締結部材２２５が前記上部回動軸２２２回りに解放位置から締結位置へ回動操作されて前記カム部２２９が前記上部受け止め部材２４６と共働して前記第１大腿フレーム２０（１）をユーザー前後方向に関し狭持している状態において、前記上部受け止め軸２４７のうち前記上部受け止め部材２４６よりユーザー幅方向内方側へ延在した部位に係合する係合溝２３３が設けられており、前記係合溝２３３に前記上部受け止め軸２４７の内方延在部位が係入されることによって、前記歩行動作補助装置１００の上部及び前記第１大腿フレーム２０（１）の意に反したユーザー幅方向への相対移動が防止されるようになっている。
　次に、前記下部連結機構２６０について説明する。
　図５～図８に示すように、本実施の形態においては、前記駆動アーム１５０の先端部には、ユーザー前後方向に沿った回動軸２０５回り揺動可能とされた揺動部材２００が設けられており、前記下部連結機構２６０は前記揺動部材２００に設けられている。
　斯かる構成を備えることにより、前記上部連結機構２２０及び前記中間連結機構２５０と前記下部連結機構２６０とのユーザー幅方向に関する相対位置を適宜調整することが可能となり、ユーザーの体格に応じてオーダーメイドされる種々の形状の長下肢装具１に適切な状態で前記歩行動作補助装置１００を取り付けることが可能となる。
　即ち、前記長下肢装具１は、ユーザーの体格に合わせてオーダーメイドされるものであり、前記第１下腿フレーム４０（１）に対する前記第１大腿フレーム２０（１）のユーザー幅方向Ｗ（図１参照）に関する傾斜角度及び／又は曲り形状は、長下肢装具１毎に相違する。
　この点に関し、前記駆動アーム１５０の先端部に前記揺動部材２００をユーザー幅方向揺動可能に連結させ、前記揺動部材２００に前記下部連結機構２６０を設けることにより、前記第１下腿フレーム４０（１）に対する前記第１大腿フレーム２０（１）のユーザー幅方向Ｗに関する傾斜角度及び／又は曲り形状が異なる種々の長下肢装具１に対して、前記歩行動作補助装置１００を適切に装着させることができる。
　前記下部連結機構２６０は、前記上部連結機構２２０と実質的に同一構成を有している。
　具体的には、図６に示すように、前記下部連結機構２６０は、ユーザー幅方向内方側へ延びるように前記揺動部材２００に設けられた下部回動軸２６２と、前記下部回動軸２６２に軸線回り回動可能に支持された下部締結部材２６５とを備えている。
　前記下部締結部材２６５は、前記下部回動軸２６２に支持された軸受部（図示せず）と、前記軸受部から径方向外方へ延在されたカム部（図示せず）とを有している。
　前記カム部は、外周面と前記下部回動軸２６２の軸線との間の径方向距離が前記下部回動軸２６２の軸線回り一方側へ行くに従って長くなるように構成されている。
　図６に示すように、前記下部連結機構２６０は、さらに、前記下部回動軸２６２との間に前記第１下腿フレーム４０（１）が介在され得る距離だけ前記下部回動軸２６２からユーザー前後方向に離間された位置で前記揺動部材２００に支持された下部受け止め部材２８６を備えている。
　本実施の形態においては、前記下部連結機構２６０は、ユーザー幅方向内方側へ延びるように前記揺動部材２００に設けられた下部受け止め軸２８７を備えており、前記下部受け止め軸２８７に支持された弾性ローラ２８８が前記下部止め部材２８６として作用している。
　前記下部締結部材２６５が前記下部回動軸２６２回り解放位置に位置された状態においては、前記歩行動作補助装置１００を前記長下肢装具１に近接させる方向へ移動させることにより前記下部締結部材２６５及び前記下部受け止め部材２８６の間のスペース内に前記第１下腿フレーム４０（１）を位置させることができ且つ前記第１下腿フレーム４０（１）が前記スペース内に位置されている状態において前記歩行動作補助装置１００を前記長下肢装具１から離間させる方向へ移動させることにより前記スペースから前記第１下腿フレーム４０（１）を退出させることができるようになっている。
　さらに、前記スペース内に前記第１下腿フレーム４０（１）が位置されている状態において前記下部締結部材２６５を前記下部回動軸２６２回りに解放位置から締結位置へ回動操作させると、前記カム部が前記下部受け止め部材２８６と共働して前記第１下腿フレーム４０（１）をユーザー前後方向に関し狭持し、これにより、前記歩行動作補助装置１００の下部が前記第１下腿フレーム４０（１）に連結された状態が現出される。
　図６に示すように、本実施の形態においては、前記下部締結部材２６５は、さらに前記軸受部から径方向外方へ延びる操作アーム２７０を有している。
　前記操作アーム２７０は、自由端と前記下部回動軸２６２の軸線との間の径方向長さが、前記カム部２６９の径方向最外端と前記下部回動軸２６２の軸線との間の径方向長さよりも大となるように、構成されている。
　斯かる構成により、前記操作アーム２７０を介して前記下部締結部材２６５を前記下部回動軸２６２回りに容易に回動させることを可能としつつ、前記第１下腿フレーム４０（１）及び前記歩行動作補助装置１００の下部に意に反した外力が付加した場合に、前記カム部を介して前記下部締結部材２６５が前記下部回動軸２６２回りに回動されて前記歩行動作補助装置１００の下部及び前記第１下腿フレーム４０（１）の連結状態が解除されることを有効に防止することができる。
　また、図６に示すように、本実施の形態においては、前記下部締結部材２６５は、前記カム部２６９よりユーザー幅方向内方側において前記軸受部２６７から径方向外方へ延びる係合アーム２７２を有している。
　前記係合アーム２７２は、前記下部締結部材２６５及び前記下部受け止め部材２８６の間のスペース内に位置されている状態の前記第１下腿フレーム４０（１）より、ユーザー幅方向内方側に位置するように、前記下部締結部材２６５に備えられている。
　前記係合アーム２７２には、前記下部締結部材２６５が前記下部回動軸２６２回りに解放位置から締結位置へ回動操作されて前記カム部が前記下部受け止め部材２８６と共働して前記第１下腿フレーム４０（１）をユーザー前後方向に関し狭持している状態において、前記下部受け止め軸２８７のうち前記下部受け止め部材２８６よりユーザー幅方向内方側へ延在した部位に係合する係合溝２７３が設けられており、前記係合溝２７３に前記下部受け止め軸２８７の内方延在部位が係入されることによって、前記歩行動作補助装置１００の下部及び前記第１下腿フレーム４０（１）の意に反したユーザー幅方向への相対移動が防止されるようになっている。
　次に、前記歩行動作補助装置１００の制御構造について説明する。
　図９に、前記歩行動作補助装置１００の制御ブロック図を示す。
　前記歩行動作補助装置１００は、前記歩行動作状態検出センサ１７０として、大腿姿勢検出手段５１０を有しており、前記制御装置５００は、大腿位相角φに基づいて歩行周期中の歩行状態（周期歩行動作タイミング）を認識し、当該歩行状態に適した歩行補助力が下腿に付与されるように前記電動モータ１３０の作動制御を行うように構成されている。
　即ち、前記歩行動作補助装置１００は、補助力を付与する部位である下腿では無く、下腿とは異なる部位である大腿の動きを検出し、この大腿の動きに基づいて歩行周期中の歩行状態を認識し、この歩行状態に応じた歩行補助力を補助力付与対象部位である下腿に対して付与するように構成されている。
　具体的には、前記大腿姿勢検出手段５１０は、サンプリングタイミング毎にユーザーの大腿の前後揺動角度である股関節角度に関連する角度関連信号を検出可能とされている。
　その上で、前記歩行動作補助装置１００は、図９に示すように、前記角度関連信号に基づいて大腿位相角φを算出する大腿位相角算出手段５５０と、前記大腿位相角φに基づいて認識される歩行状態において出力すべきトルク値を算出する補助トルク算出手段５７０と、前記アクチュエータの作動制御を司る作動制御手段５８０とを備えている。
　図９に示すように、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、大腿位相角φに基づき、当該大腿位相角φが一歩行周期中のどの歩行状態にあたるか（即ち、歩行周期に対する百分率で規定される歩行動作タイミング）を算出する歩行動作タイミング算出手段５６０を有しており、前記補助トルク算出手段５７０は、歩行動作タイミングに基づき、出力すべき補助力のトルク値を算出するように構成されている。
　前記補助トルク算出手段５７０は、一歩行周期中の周期歩行動作タイミング及び出力すべきトルク値の関係を規定した出力トルクパターンを有するものとされ、前記歩行動作タイミング算出手段５６０によって算出された周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出するように構成される。
　図９に示すように、本実施の形態に係る前記歩行動作補助装置１００においては、前記制御装置５００が、前記大腿位相角算出手段５５０、前記歩行動作タイミング算出手段５６０、前記補助トルク算出手段５７０及び前記作動制御手段５８０として作用する。
　即ち、前記制御装置５００は、前記大腿姿勢検出手段５１０や人為操作部材等から入力される信号に基づいて演算処理を実行する制御演算手段を含む演算部と、制御プログラムや制御データ等を記憶するＲＯＭ，設定値等を電源を切っても失われない状態で保存し且つ前記設定値等が書き換え可能とされた不揮発性記憶手段及び前記演算部による演算中に生成されるデータを一時的に保持するＲＡＭ等を含む記憶部とを有するものとされる。
　前記大腿姿勢検出手段５１０は、一歩行周期中において、予め定められた所定サンプリングタイミング毎に前記角度関連信号を検出する。
　前記大腿姿勢検出手段５１０は、大腿の前後揺動角度（股関節角度θ）を直接又は間接的に検出し得る限り、ジャイロセンサ、加速度センサ、ロータリーエンコーダ、さらには、筋電流や筋肉の堅さを測定するセンサ等の種々の形態を有し得る。
　本実施の形態に係る前記歩行動作補助装置１００においては、前記大腿姿勢検出手段５１０は、大腿の前後揺動角速度を検出可能な３軸角速度センサ（ジャイロセンサ）５１１（図９参照）を有するものとされており、前記大腿位相角算出手段５５０が、前記３軸角速度センサ５１１によって検出される大腿の角速度を積分することで、大腿の前後揺動角度である股関節角度θを算出するように構成されている。
　なお、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、３軸加速度センサ５１５を有しており、前記大腿位相角算出手段５５０は、静止時に前記３軸加速度センサ５１５によって検出される検出値に基づき、ユーザーの体軸（鉛直軸）を基準とした股関節角度（大腿の前後揺動角度）を算出するように構成されている。
　これに代えて、前記３軸加速度センサ５１５を有さないように構成することも可能である。
　この場合には、前記大腿位相角算出手段５５０によって算出される股関節角度θ（大腿の前後揺動角度）は、前記歩行動作補助装置１００の主電源がオンされた時点を基準とした大腿前後揺動角度となる。
　従って、この場合には、前記大腿位相角算出手段５５０は、ハイパスフィルターを用いて、股関節角度θ（大腿の前後揺動角度）の基準が、その大腿前後揺動角度の中央値となるように補正することができる。
　若しくは、前記大腿位相角算出手段５５０は、ハイパスフィルターを用いる代わりに、算出した股関節角度θ（大腿の前後揺動角度）の正方向最大値と負方向最大値との偏差を検出し、前記偏差に基づき股関節角度θ（大腿の前後揺動角度）の基準が、その大腿前後揺動角度の中央値となるように補正することができる。
　ロータリーエンコーダによって体軸に対する大腿の前後揺動角度を検出し、この検出値を股関節角度θとして用いることも可能であるが、本実施の形態においては、前記３軸角速度センサ５１１によって検出される角速度に基づいて股関節角度を算出することにより、前記歩行動作補助装置１００の設計自由度を向上させている。
　即ち、ロータリーエンコーダによって股関節角度θ（体軸に対する大腿前後揺動角度）を検出する場合には、胴体に固定された胴体側検出子と、大腿と一体的に揺動するように大腿に固定された大腿側検出子との相対移動角度を検出する必要があり、従って、前記固体側検出子及び前記大腿側検出子がそれぞれ胴体及び大腿に対して位置ズレしないように、前記両検出子を装着する必要がある。
　これに対し、前記３軸角速度センサ５１１によって検出される角速度に基づいて股関節角度θを算出する方法によれば、前述のような制限を受けることが無く、前記歩行動作補助装置１００の設計自由度を向上させることができる。
　前述の通り、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００においては、前記大腿姿勢検出手段５１０は、前記３軸角速度センサ５１１に加えて、３軸加速度センサ５１５を有している。
　この場合、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記３軸角速度センサ５１１からの角速度データに基づき算出される第１オイラー角の高周波成分と前記３軸加速度センサ５１５からの加速度データに基づき算出される第２オイラー角の低周波成分とを合算して合算オイラー角を算出し、前記合算オイラー角から算出される股関節角度θと前記股関節角度θから算出される股関節角速度ωとに基づいて大腿位相角φを算出するように構成される。
　詳しくは、図９に示すように、前記大腿位相角算出手段５５０は、サンプリングタイミング毎に前記３軸角速度センサ５１１からセンサ座標軸を基準とした角速度データを入力し、前記角速度データを所定の変換式を用いてセンサ座標軸とグローバル座標軸（鉛直方向を基準とする空間座標軸）との相関を示す角速度データ（オイラー角速度）に変換する。
　そして、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記角速度データ（オイラー角速度）を積分することで前記第１オイラー角を算出する。
　好ましくは、前記大腿位相角算出手段５００は、静止時に前記３軸角速度センサ５１１から入力される角速度データを用いて、所定サンプリングタイミング毎に前記３軸角速度センサ５１１から入力されるセンサ座標軸を基準とした角速度データのドリフト除去を行うことができる。
　また、前記大腿位相角算出手段５５０は、サンプリングタイミング毎に前記３軸加速度センサ５１５からセンサ軸を基準とした加速度データをローパスフィルタ５２０を介して入力し、静止時に入力される加速度データと重力加速度とに基づき、前記ローパスフィルタ５２０を介して入力された前記加速度データから、センサ座標軸とグローバル座標軸（鉛直方向を基準とする空間座標軸）との相関を示す前記第２オイラー角を算出する。
　そして、前記大腿位相角算出手段５５０は、ハイパスフィルター５３０を介して得られる前記第１オイラー角の高周波成分とローパスフィルタ５３５を介して得られる前記第２オイラー角の低周波成分とを合算して得られる前記合算オイラー角及び大腿の向きを示す単位ベクトルから、股関節角度θを算出する。
　好ましくは、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記加速度センサ５１５からの加速度データに基づきヒールコンタクトを検出し、ヒールコンタクト検出時には前記３軸角速度センサ５１１からの角速度データから算出される補正オイラー角を前記合算オイラー角に加えることで、ドリフト除去を図ることができる。
　大腿位相角φは下記アルゴリズムによって算出される。
　前記大腿位相角算出手段５５０は、サンプリングタイミング毎に、股関節角度θを算出すると共に、これを微分して股関節角速度ωを算出する。
　例えば、前記大腿位相角算出手段５５０は、歩行周期基準タイミングから第ｋ番目のサンプリングタイミングＳ(k)（ｋは１以上の整数）での股関節角度θ(k)を算出すると、これを微分して当該サンプリングタイミングＳ(k)での股関節角速度ω(k)を算出する。
　前記歩行周期基準タイミングは、例えば、ヒールコンタクト、若しくは、ヒールコンタクトから所定時間経過後のタイミングとされ得る。
　ヒールコンタクトのタイミングは、種々の方法によって認識することができる。
　例えば、ユーザーの体軸（鉛直軸）を基準として大腿が前方側及び後方側へ向けて揺動している際の股関節角速度ωをそれぞれ正及び負とした場合に、算出される股関節角速度ωが正値からゼロへ移行したタイミングから所定位相角Δαだけ進行した時点をヒールコンタクト時点として認識するように構成することができる。
　これに代えて、前記歩行動作補助装置１００にヒールコンタクトを検出するヒールコンタクト検出手段を備え、前記大腿位相角検出手段５５０は、前記ヒールコンタクト検出手段によって検出されたタイミングをヒールコンタクト時点として認識することも可能である。前記ヒールコンタクト検出手段は、例えば、踵の接地を検出可能な圧力センサとされ得る。
　さらに、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００におけるように、前記加速度センサ５１５が備えられている場合には、前記加速度センサ５１５を前記ヒールコンタクト検出手段として兼用することができる。
　そして、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記サンプリングタイミングＳ(k)での股関節角度θ(k)及び股関節角速度ω(k)に基づき、前記サンプリングタイミングＳ(k)での大腿位相角φ(k)（＝－Ａｒｃｔａｎ(ω(k)／θ(k)）＋π）を算出する。
　本実施の形態においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、大腿位相角φ(k)の算出を、股関節角度θ(k)及び股関節角速度ω(k)に代えて、正規化股関節角度θa(k)及び正規化股関節角速度ωa(k)を用いて行うように構成されているが、以下においては、大腿位相角φ(k)の算出アルゴリズムの理解容易化の為に、まず、股関節角度θ(k)及び股関節角速度ω(k)を用いて大腿位相角φ(k)を算出する構成を説明し、正規化股関節角度θa(k)及び正規化股関節角速度ωa(k)については後述する。
　図１０に、股関節角度θ及び股関節角速度ωによって画される大腿位相角φ（歩行状態）を一歩行周期に亘ってプロットすることによって得られるトラジェクトリ線図を模式的に示す。
　図１０に示すように、股関節角度θ及び股関節角速度ωによって画される大腿位相角φは、一歩行周期において０～２πの間で変化する。
　詳しくは、大腿がユーザーの鉛直方向に沿った体軸より前方及び後方に位置されている状態の股関節角度θをそれぞれ「正」及び「負」とし、大腿が前方及び後方へ向けて揺動されている状態の股関節角速度ωをそれぞれ「正」及び「負」とした場合において、股関節角度θが「負」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態の大腿位相角φを０とすると、大腿が後方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「負」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態、図１０中のサンプリングタイミングＳ(1)）から、大腿が遊脚状態で相対的に前方側へ移動してユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「正」の方向に最大となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ１）においては、大腿位相角φは０からπ／２へ変化する。
　次いで、引き上げた遊脚状態の大腿がユーザーの体軸と一致している状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「正」の方向に最大となる状態）からさらに相対的に前方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「正」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ２）においては、大腿位相角φはπ／２からπへ変化する。
　そして、遊脚状態の大腿が前方側へ最大揺動された状態（股関節角度θが「正」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の状態）から、ヒールコンタクトを経て接地して立脚状態となり、当該立脚状態の大腿が相対的に後方側へ揺動されてユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「負」の方向に最大となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ３）においては、大腿位相角φは位相角πから３π／２へ変化する。
　さらに、立脚状態の大腿がユーザーの体軸と一致する状態（股関節角度θが「ゼロ」で且つ股関節角速度ωが「負」の方向に最大となる状態）から相対的に後方側へ揺動されて後方側へ最大揺動された状態（股関節角度が「負」の方向に最大で且つ股関節角速度が「ゼロ」となる状態）までの期間（図１０の歩行領域Ａ４）においては、大腿位相角φは３π／２から２πへ変化する。
　前記歩行動作タイミング算出手段５６０は、大腿位相角φを、歩行周期に対する百分率である周期歩行動作タイミングに変換する変換関数を有しており、前記大腿位相角算出手段５５０から送られてくるサンプリングタイミングＳ(k)での大腿位相角φ(k)を前記変換関数に適用して前記サンプリングタイミングＳ(k)が歩行周期中のどの周期歩行動作タイミングＴ(k)にあたるか（即ち、一歩行周期を１００％とした場合に、大腿位相角φ(k)がどの周期歩行動作タイミングＴ(k)）に相当するか）を算出する。
　ここで、前記周期歩行動作タイミングＴ(k)は、
　Ｔ(k)＝（φ(k)／２π）×１００（％）
によって算出される。
　前記補助トルク算出手段５７０は、周期歩行動作タイミングと出力すべきトルク値との関係を規定した出力トルクパターンを有しており、前記歩行動作タイミング算出手段５６０から送られてくる周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して当該サンプリングタイミングＳ(k)において出力すべきトルク値Ｐ(k)を算出する。
　前記出力トルクパターンはユーザー毎に作成され、予め、前記補助トルク算出手段５７０に記憶される。
　前記作動制御手段５８０は、前記補助トルク算出手段５７０によって算出されたトルク値の補助力を出力するように、前記アクチュエータ（前記電動モータ１３０）の作動制御を実行する。
　このように、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、歩行補助力の付与対象部位である下腿とは異なる大腿の位相角（大腿位相角φ）に基づいて歩行周期中の歩行状態（周期歩行動作タイミング）を把握し、前記歩行状態に応じた補助力を下腿に対して出力するように構成されている。
　従って、歩行時に複雑な動きを行う下腿の動作に基づいて歩行状態（周期歩行動作タイミング）を認識する構成に比して、歩行状態を正確に認識することができ、歩行状態に適した補助力を出力することができる。
　また、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、大腿位相角φをその時点で記憶されている位相パターン関数に適用して、歩行状態（周期歩行動作タイミング）を算出するように構成されている。
　従って、歩行周期中にイレギュラーな歩行動作が生じたとしても、修正された状態の補助力を出力することができる。
　また、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、股関節角度θ及び股関節角速度ωによって画されるトラジェクトリ線図上のプロット点のベクトル長が所定の閾値を越えている場合にのみ、股関節角度θ及び股関節角速度ωに基づく大腿位相角φを算出して、大腿位相角φを前記歩行動作タイミング算出手段に送信する一方で、前記ベクトル長が所定の閾値以下の場合には、アクチュエータ作動禁止信号を出力する。
　従って、前記歩行動作補助装置１００を装着したユーザーが意に反して姿勢変動を起こした場合に、歩行動作を開始していないにも拘わらず、前記アクチュエータ（前記電動モータ１３０）が歩行補助力を出力することを有効に防止することができる。
　さらに、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、前述の通り、大腿位相角φに基づき一の歩行周期中における歩行状態を認識した上で、前記アクチュエータ（前記電動モータ１３０）によって下腿に対して歩行補助力を付与するように構成されている。
　従って、脳卒中等によって片麻痺を有するユーザーに対しても的確な歩行補助力を供給することができる。
　即ち、電動モータ等のアクチュエータによって歩行補助力を付与するように構成された従来の歩行補助装置は、前記アクチュエータによって補助力が付与される制御対象部位の動きを検出し、その検出結果に基づき前記アクチュエータの作動制御を行うように構成されている。
　例えば、大腿に対して歩行補助力を供給する従来の歩行補助装置においては、大腿の動きの検出結果に基づき、大腿に対して歩行補助力を付与するアクチュエータの作動制御を行うものとされている。
　また、下腿に対して歩行補助力を供給する従来の歩行補助装置においては、下腿の動きの検出結果に基づき、下腿に対して歩行補助力を付与するアクチュエータの作動制御を行うものとされている。
　しかしながら、脳卒中等の為に片麻痺を有する患者の場合、大腿の歩行動作（股関節回りの前後揺動動作）は比較的正常に行えるものの、下腿の歩行動作（膝関節回りの前後揺動動作）は正常に行えないことが多い。
　このような患者に対して下腿への歩行補助力を付与しようとすると、前記従来の歩行補助装置においては、正常な歩行動作を行えない下腿の動きに基づいて、下腿に対して歩行補助力を提供するアクチュエータの作動制御を行うことになり、的確な歩行補助力を提供することができないおそれがある。
　これに対し、本実施の形態に係る前記歩行動作補助装置１００は、前述の通り、大腿位相角φに基づいて、下腿に対して歩行補助力を付与する前記アクチュエータ（前記電動モータ１３０）の作動制御を行うように構成されている。
　従って、ユーザーが脳卒中等によって片麻痺を有する場合であっても、下腿に対して的確な歩行補助力を供給することができる。
　ここで、前記正規化股関節角度θa(k)及び前記正規化股関節角速度ωa(k)について説明する。
　前述の通り、本実施の形態においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記大腿位相角φ(k)を算出する際に、前記大腿姿勢検出手段５１０からの角度関連信号に基づいて算出される股関節角度θ(k)（以下、適宜、未正規化股関節角度θ(k)とも言う）及び前記未正規化股関節角度θ(k)を微分して得られる股関節角速度ω(k)（以下、適宜、未正規化股関節角速度ω(k)とも言う）の代わりに、前記正規化股関節角度θa(k)及び前記正規化股関節角速度ωa(k)を用いるように構成されている。
　詳しくは、前記大腿位相角算出手段５５０は、未正規化股関節角度θ(k)を、記憶している股関節角度用正規化係数Ａで除して前記正規化股関節角度θa(k)を算出し且つ未正規化股関節角速度ω(k)を、記憶している股関節角速度用正規化係数Ｂで除して前記正規化股関節角速度ωa(k)を算出し、前記正規化股関節角度θa(k)及び前記正規化股関節角速度ωa(k)を用いて大腿位相角φ(k)（＝－Ａｒｃｔａｎ(ωa(k)／θa(k)）＋π）を算出する。
　斯かる構成によれば、歩行周期中の歩行状態（周期歩行動作タイミング）を正確に認識することができる。
　即ち、図１０においては、理解容易化の為に、大腿位相角φのトラジェクトリ線図を、股関節角度θのスケール（振幅）と股関節角速度ωのスケール（振幅）とを一致させた状態で模式的に示しているが、実際には、股関節角度θのスケール（振幅）と股関節角速度ωのスケール（振幅）とは一致せず、両者はユーザー毎に相違し、より厳密に言えば、同一ユーザーにおいても歩行周期によって異なり得る。
　図１１に、一のユーザーのある歩行周期におけるトラジェクトリ線図の模式図を示す。
　図１１に示す例においては、股関節角速度ωのスケール（振幅）が股関節角度θのスケール（振幅）の約２倍となっている。
　なお、図１０及び図１１中のＳ(1)は、股関節角度θが「負」の方向に最大で且つ股関節角速度ωが「ゼロ」の際のサンプリングタイミングであり、サンプリングタイミングＳ(2)～Ｓ(12)は、サンプリングタイミングＳ(1)に後続するサンプリングタイミングである。
　また、大腿位相角φ(2)～φ(12)は、それぞれ、サンプリングタイミングＳ(2)～Ｓ(12)での測定値に基づいて得られる大腿位相角である。
　図１０及び図１１の比較から明らかなように、図１１は、図１０に比して、股関節角度θの絶対値が大きい領域（例えば、サンプリングタイミングＳ(1)～Ｓ(3)）では時間経過に対する大腿位相角φの変化割合（即ち、一のサンプリングタイミングと次のサンプリングタイミングとの間における大腿位相角φの偏差）が大きくなる一方で、股関節角度θの絶対値が小さい領域（例えば、サンプリングタイミングＳ(7)～サンプリングタイミングＳ(12)）では時間経過に対する大腿位相角φの変位割合が小さくなる。
　前述の通り、サンプリングタイミングＳ(k)での大腿位相角φ(k)を、歩行周期に対する百分率を用いて規定する歩行動作タイミング（周期歩行動作タイミングＴ(k)）で表すと、
　Ｔ(k)＝（φ(k)／２π）×１００（％）
となる。
　従って、股関節角度θのスケール（振幅）と股関節角速度ωのスケール（振幅）とが異なっていると、大腿位相角φに基づいて算出される周期歩行動作タイミングの変化割合が、一歩行周期中における大腿の揺動位置（即ち、股関節角度θの絶対値の大小）に応じて大きく変動することになり、結果、周期歩行動作タイミングを正確に認識することができず、前記アクチュエータが出力すべきトルク値を正確に得ることが困難になる。
　この点を考慮して、本実施の形態においては、未正規化股関節角度θ(k)を股関節角度用正規化係数Ａで除して正規化股関節角度θa(k)を算出し且つ未正規化股関節角度θ(k)を微分して得られる未正規化股関節角速度ω(k)を股関節角速度用正規化係数Ｂで除して正規化股関節角速度ωa(k)を算出し、正規化股関節角度θa(k)及び正規化股関節角速度ωa(k)を用いて大腿位相角φ(k)（＝－Ａｒｃｔａｎ(ωa(k)／θa(k)）＋π）を算出している。
　斯かる構成によれば、大腿位相角φ(k)の算出基礎となる股関節角度θa(k)及び股関節角速度ωa(k)の間のスケール（振幅）の差異を防止乃至は低減でき、歩行周期に亘って、周期歩行動作タイミングを精度良く認識することができる。
　本実施の形態においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段５１０からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度θのうちの絶対値の最大値を前記股関節角度用正規化係数Ａとして記憶し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度θを微分して算出された未正規化股関節角速度ωのうちの絶対値の最大値を前記股関節角速度用正規化係数Ｂとして記憶するように、構成されている。
　斯かる構成によれば、ユーザー毎に異なる歩行の「クセ」に応じた前記股関節角度用正規化係数Ａ及び前記股関節角速度用正規化係数Ｂを得ることができ、周期歩行動作タイミングの認識精度を向上することができる。
　これに代えて、前記大腿位相角算出手段５５０が、予め入力されている人為入力股関節角度及び人為入力股関節角速度をそれぞれ前記股関節角度用正規化係数Ａ及び前記股関節角速度用正規化係数Ｂとして記憶するように変形することも可能である。
　この変形例において、前記人為入力股関節角度及び前記人為入力股関節角速度は、ユーザーの過去の歩行データに基づき、ユーザー毎に設定され得る。
　前記変形例において、好ましくは、前記大腿位相角算出手段５５０は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段５１０からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度θのうちの絶対値の最大値を前記人為入力股関節角度に代えて前記股関節角度用正規化係数Ａとして上書き保存し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度θを微分して算出された未正規化股関節角速度ωのうちの絶対値の最大値を前記人為入力股関節角速度に代えて前記股関節角速度用正規化係数Ｂとして上書き保存するように構成され得る。
　本実施の形態及び前記変形例において、前記所定期間は、例えば、直近に完了した所定回数の歩行周期、若しくは、当該歩行動作補助装置１００の主電源がオンされた時点から直近に完了した歩行周期までの期間とされ得る。
　前記所定回数は、１回以上の整数で適宜設定することができる。
　次に、歩行動作に必要な歩行補助力について説明する。
　図１２に、一歩行周期中の歩行姿勢を時系列で表した模式図を示す。
　図１２に示すように、一歩行周期は、ユーザーの体軸（鉛直軸）より前方側で踵を接地させるヒールコンタクト時点を含むヒールコンタクト期（踏み出した足が接床する前後の期間）Ｘ１と、ヒールコンタクト後に当該ヒールコンタクトした脚を接地させた状態で後方側へ相対移動させる立脚期（接床した下腿が身体に対して相対的に後方に移動する期間）Ｘ２と、立脚期Ｘ２の終了時点から立脚していた脚の下腿を引き上げる遊脚期の初期段階Ｘ３ａと、引き上げた下腿を前方側へ相対移動させて、ヒールコンタクトへ導く遊脚期の後期段階Ｘ３ｂとを含んでいる。
　歩行補助力には、下腿を大腿に対して伸展方向に押動する力と、下腿を大腿に対して屈曲方向へ押動する力とが含まれ、歩行周期中の動作タイミングに応じて必要な歩行補助力の方向が異なる。
　例えば、前記ヒールコンタクト期Ｘ１及び立脚期Ｘ２においては、下腿を膝関節回り膝伸展方向へ回動させて膝折れを防止する伸展方向の歩行補助力が必要となる。
　遊脚期の初期段階Ｘ３ａにおいては、下腿を膝関節回り膝屈曲方向へ回動させて脚の引き上げを補助する屈曲方向の歩行補助力が必要となる。
　また、前記遊脚期の後期段階Ｘ３ｂにおいては、下腿を膝関節回り膝伸展方向へ回動させる歩行補助力が必要となる。
　そして、前記４段階の何れの段階又は全ての段階において歩行補助力が必要か、及び／又は、必要な段階においてどの程度の大きさの歩行補助力が必要かは、ユーザー毎、及び／又は、ユーザーの回復程度に応じて異なる。
　この点を踏まえて、ユーザー毎、及び、ユーザーの回復程度毎に応じて、前記出力トルクパターンが設定される。
　図１３に、前記歩行動作補助装置１００における前記制御装置５００によるアクチュエータ作動制御モードのフローを示す。
　起動信号入力に応じて前記制御装置５００が前記アクチュエータ作動制御モードを起動する。
　起動信号は、例えば、スタートボタン等の人為操作部材へのユーザーによる人為操作に応じて入力される。
　前記アクチュエータ作動制御モードが起動されると、前記大腿位相角算出手段５５０は、ステップＳ１１で、所定回数の歩行周期が完了しているか否かを判断する。
　所定回数の歩行周期が完了しているか否かは、後述するステップＳ１８において算出される大腿位相角φ(k)が予め設定されている歩行周期基準角に戻る回数をカウントしておき、このカウント回数が所定回数に達しているか否かで判断することができる。
　ステップＳ１１がＹＥＳの場合にはステップＳ１２へ移行し、ステップＳ１１がＮＯの場合にはステップＳ１２をバイパスしてステップＳ１３へ移行する。
　前記アクチュエータ作動制御モードの起動直後においては、ステップＳ１１においてＮＯ判定され、ステップＳ１３へ移行する。
　なお、ステップＳ１２については後述する。
　ステップＳ１３において、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記大腿姿勢検出手段５１０からの一のサンプリングタイミングＳ(k)での角度関連信号に基づき当該一のサンプリングタイミングＳ(k)での非正規化股関節角度θ(k)を算出し、ステップＳ１４において、未正規化股関節角度θ(k)に基づき前記一のサンプリングタイミングＳ(k)での未正規化股関節角速度ω(k)を算出する。
　ステップＳ１５において、前記大腿位相角算出手段５５０は、未正規化股関節角度θ(k)を、記憶している股関節角度用正規化係数Ａで除して、サンプリングタイミングＳ(k)での正規化股関節角度θa(k)を算出し、且つ、未正規化股関節角速度を、記憶している股関節角速度用正規化係数Ｂで除して、サンプリングタイミングＳ(k)での正規化股関節角速度ωa(k)を算出する。
　前記大腿位相角算出手段５５０は、ステップ１６において、正規化股関節角度θa(k)及び正規化股関節角速度ωa(k)に基づきトラジェクトリ線図を作成し、ステップＳ１７において、トラジェクトリ線図上のプロット点のベクトル長（プロット点と原点との距離）が閾値を越えているか否かを判断する。
　前記ステップＳ１７がＮＯの場合、前記大腿位相角算出手段５５０は、歩行動作が開始されていないと判断して、アクチュエータ作動禁止信号を出力する（ステップＳ２５）。
　この場合、前記アクチュエータ作動制御モードは、ステップＳ１１に戻る。
　前記ステップＳ１７がＹＥＳの場合には、前記大腿位相角算出手段５５０は、歩行動作が行われていると判断して、正規化股関節角度θa(k)及び正規化股関節角速度ωa(k)に基づき大腿位相角φ(k)を算出し、前記歩行動作タイミング算出手段５６０に送信する（ステップＳ１８）。
　前記歩行動作タイミング算出手段５６０は、前記大腿位相角算出手段５５０からの大腿位相角φ(k)から周期歩行動作タイミングＴ(k)を算出し、前記補助トルク算出手段５７０に送信する（ステップＳ１９）。
　前記補助トルク算出手段５７０は、前記歩行動作タイミング算出手段５６０からの保存周期歩行動作タイミングＴ(k)を、記憶する出力トルクパターンに適用して、このタイミング（サンプリングタイミングＳ(k)）において前記アクチュエータが出力すべき歩行補助力の大きさ及び方向を取得し、前記作動制御手段５８０に送信する（ステップＳ２０）。
　前記作動制御手段５８０は、前記補助トルク算出手段５７０によって算出された大きさ及び方向の歩行補助力が出力されるように前記アクチュエータの作動制御を行う（ステップＳ２１）。
　ステップＳ２２において、前記制御装置５００は、前記アクチュエータ作動制御モードの終了信号が入力されているか否かを判断し、終了信号の入力が無い場合にはステップＳ１１へ戻り、終了信号が入力された場合には当該制御モードを終了する。
　なお、終了信号は例えば、終了ボタン等の人為操作部材へのユーザーによる人為操作に応じて入力される。
　ステップＳ２２からステップＳ１１へ戻ると、前記大腿位相角算出手段５５０は、前記ステップＳ１８においてカウントしている歩行周期の回数が所定回数に達したか否かを判定し、ＹＥＳの場合にはステップＳ１２へ移行する。
　ステップＳ１２において、前記大腿位相角算出手段５５０は、所定回数の歩行周期内において前記大腿姿勢検出手段５１０からの角度信号に基づいて得られた未正規化股関節角度θの中の絶対値の最大値を前記股関節角度用正規化係数Ａとして上書きし、且つ、所定回数の歩行周期内において前記大腿姿勢検出手段からの角度信号に基づいて得られた未正規化股関節角度θを微分して算出された未正規化股関節角速度ωの中の絶対値の最大値を前記股関節角速度用正規化係数Ｂとして上書きする。
１００　　　　　　　　歩行動作補助装置
１３０　　　　　　　　電動モータ（アクチュエータ）
５１０　　　　　　　　大腿姿勢検出手段
５５０　　　　　　　　大腿位相角算出手段
５６０　　　　　　　　歩行動作タイミング算出手段
５７０　　　　　　　　補助トルク算出手段
５８０　　　　　　　　作動制御手段

Claims (7)

  1. 　ユーザーの歩行動作に対して補助力を付与するアクチュエータと、サンプリングタイミング毎にユーザーの大腿の前後揺動角度である股関節角度に関連する角度関連信号を検出する大腿姿勢検出手段と、前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる股関節角度及び当該股関節角度を微分して得られる股関節角速度を用いて大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段と、一歩行周期中の周期歩行動作タイミング及び出力すべきトルク値の関係を規定した出力トルクパターンを有し、前記大腿位相角に基づいて認識される一歩行周期中の周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出する補助トルク算出手段と、前記補助トルク算出手段によって算出されたトルク値の補助力を出力するように前記アクチュエータの作動制御を司る作動制御手段とを備え、
    　前記大腿位相角算出手段は、前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られる未正規化股関節角度を、記憶している股関節角度用正規化係数で除して正規化股関節角度を算出し且つ前記未正規化股関節角度を微分して得られる未正規化股関節角速度を、記憶している股関節角速度用正規化係数で除して正規化股関節角速度を算出し、前記正規化股関節角度及び前記正規化股関節角速度を用いて大腿位相角を算出するように構成されていることを特徴とする歩行動作補助装置。
  2. 　前記大腿位相角算出手段は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度の中で絶対値の最大値を前記股関節角度用正規化係数として記憶し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度を微分して算出される未正規化股関節角速度の中で絶対値の最大値を前記股関節角速度用正規化係数として記憶することを特徴とする請求項１に記載の歩行動作補助装置。
  3. 　前記大腿位相角算出手段は、予め入力されている人為入力股関節角度及び人為入力股関節角速度をそれぞれ前記股関節角度用正規化係数及び前記股関節角速度用正規化係数として記憶することを特徴とする請求項１又は２に記載の歩行動作補助装置。
  4. 　前記大腿位相角算出手段は、所定期間内において前記大腿姿勢検出手段からの角度関連信号に基づいて得られた未正規化股関節角度の中の絶対値の最大値を前記人為入力股関節角度に代えて前記股関節角度用正規化係数として上書き保存し、且つ、前記所定期間内において得られた未正規化股関節角度を微分して算出された未正規化股関節角速度の中の絶対値の最大値を前記人為入力股関節角速度に代えて前記股関節角速度用正規化係数として上書き保存することを特徴とする請求項３に記載の歩行動作補助装置。
  5. 　前記所定期間とは、直近に完了した所定回数の歩行周期とされていることを特徴とする請求項２又は４に記載の歩行動作補助装置。
  6. 　前記所定期間とは、当該歩行動作補助装置の主電源がオンされた時点から直近に完了した歩行周期までの期間とされていることを特徴とする請求項２又は４に記載の歩行動作補助装置。
  7. 　大腿位相角と歩行周期における周期歩行動作タイミングとの関係を規定した歩行動作タイミング関数を有し、前記大腿位相角算出手段から送られてくる大腿位相角を前記歩行動作タイミング関数に適用して歩行周期中の周期歩行動作タイミングを算出する歩行動作タイミング算出手段を備え、
    　前記補助トルク算出手段は、前記歩行動作タイミング算出手段によって算出された周期歩行動作タイミングを前記出力トルクパターンに適用して出力すべきトルク値を算出することを特徴とする請求項１から６の何れかに記載の歩行動作補助装置。
PCT/JP2020/007311 2019-03-25 2020-02-25 歩行動作補助装置 WO2020195446A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP20778431.5A EP3949927A4 (en) 2019-03-25 2020-02-25 DEVICE TO ASSIST WALKING MOVEMENT
CN202080024199.5A CN113677306B (zh) 2019-03-25 2020-02-25 步行动作辅助装置
US17/442,917 US20220175608A1 (en) 2019-03-25 2020-02-25 Gait motion assisting apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2019-056003 2019-03-25
JP2019056003A JP6797961B2 (ja) 2019-03-25 2019-03-25 歩行動作補助装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2020195446A1 true WO2020195446A1 (ja) 2020-10-01

Family

ID=72608433

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2020/007311 WO2020195446A1 (ja) 2019-03-25 2020-02-25 歩行動作補助装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20220175608A1 (ja)
EP (1) EP3949927A4 (ja)
JP (1) JP6797961B2 (ja)
CN (1) CN113677306B (ja)
WO (1) WO2020195446A1 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6785906B2 (ja) * 2019-03-28 2020-11-18 サンコール株式会社 歩行動作補助装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6148766B2 (ja) 1979-09-10 1986-10-25 Transformatoren Union Ag
JP2013111408A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Honda Motor Co Ltd 歩行補助装置
JP2016214504A (ja) * 2015-05-19 2016-12-22 本田技研工業株式会社 歩行補助装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101298260B (zh) * 2008-06-11 2010-06-02 清华大学 低功耗双足步行移动系统及其步行控制方法
JP2010110564A (ja) * 2008-11-10 2010-05-20 Honda Motor Co Ltd 歩行補助装置
JP5954089B2 (ja) * 2012-10-04 2016-07-20 トヨタ自動車株式会社 歩行補助装置
JP6306898B2 (ja) * 2014-02-28 2018-04-04 本田技研工業株式会社 歩行補助装置
JP6272735B2 (ja) * 2014-06-19 2018-01-31 本田技研工業株式会社 歩行補助装置および歩行制御プログラム
WO2016130745A1 (en) * 2015-02-12 2016-08-18 Board Of Regents, The University Of Texas System Systems and methods for prosthetic device control
JP2018050881A (ja) * 2016-09-28 2018-04-05 サンコール株式会社 歩行動作補助装置
US10710237B2 (en) * 2017-03-22 2020-07-14 Jtekt Corporation Assist device

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6148766B2 (ja) 1979-09-10 1986-10-25 Transformatoren Union Ag
JP2013111408A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Honda Motor Co Ltd 歩行補助装置
JP2016214504A (ja) * 2015-05-19 2016-12-22 本田技研工業株式会社 歩行補助装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3949927A4

Also Published As

Publication number Publication date
JP6797961B2 (ja) 2020-12-09
JP2020156556A (ja) 2020-10-01
CN113677306A (zh) 2021-11-19
EP3949927A4 (en) 2022-12-07
EP3949927A1 (en) 2022-02-09
CN113677306B (zh) 2024-09-20
US20220175608A1 (en) 2022-06-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11529281B2 (en) Gait motion assisting apparatus
US11534359B2 (en) Actuator-equipped knee ankle foot orthosis
JP6925231B2 (ja) 歩行動作補助装置
JP6766117B2 (ja) 歩行動作補助装置
JP6765989B2 (ja) アクチュエータ付き長下肢装具
WO2020217690A1 (ja) 歩行動作補助装置
WO2020195446A1 (ja) 歩行動作補助装置
JP2018050881A (ja) 歩行動作補助装置
JP2020156556A5 (ja)
JP7173880B2 (ja) 歩行動作補助装置
WO2020195447A1 (ja) 歩行動作補助装置
JP2018050882A (ja) 歩行動作補助装置
JP2017213337A (ja) アクチュエータ付き長下肢装具
JP6717766B2 (ja) アクチュエータ付き長下肢装具

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 20778431

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2020778431

Country of ref document: EP

Effective date: 20211025