WO2020217690A1 - 歩行動作補助装置 - Google Patents

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WO2020217690A1
WO2020217690A1 PCT/JP2020/007313 JP2020007313W WO2020217690A1 WO 2020217690 A1 WO2020217690 A1 WO 2020217690A1 JP 2020007313 W JP2020007313 W JP 2020007313W WO 2020217690 A1 WO2020217690 A1 WO 2020217690A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
thigh
angle
swing
walking
hip joint
Prior art date
Application number
PCT/JP2020/007313
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
Publication of WO2020217690A1 publication Critical patent/WO2020217690A1/ja

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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
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B25—HAND TOOLS; PORTABLE POWER-DRIVEN TOOLS; MANIPULATORS
    • B25J—MANIPULATORS; CHAMBERS PROVIDED WITH MANIPULATION DEVICES
    • B25J11/00—Manipulators not otherwise provided for

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 Documents 1 to 3 below).
  • the conventional walking motion assisting devices described in Patent Documents 1 to 3 include a thigh side orthosis attached to the user's thigh and a user's knee joint attached to the user's lower leg and with respect to the thigh side orthosis.
  • a crus-side orthosis that is rotatably connected, an actuator that is attached to the crus-side orthosis and can apply an auxiliary force around the crus to the crus-side orthosis, and a rotation of the crus around the thigh.
  • a crus angle sensor for detecting a moving angle and a control device for controlling the operation of the actuator are provided, and the control device is configured to execute operation control of the actuator based on a detection signal from the crus angle sensor. Has been done.
  • the conventional walking motion assisting device recognizes the walking motion state based on the rotation angle around the knee joint of the lower leg detected by the lower leg angle sensor, and the size and direction according to the walking motion state. It is configured to control the operation of the actuator so as to output an auxiliary force.
  • the lower leg rotates around the knee joint and the thigh rotates around the hip joint. That is, in the conventional configuration, the rotation angle around the knee joint of the lower leg with respect to the thigh rotating around the hip joint is detected, and therefore, it is difficult to accurately recognize the walking motion state.
  • the thigh walking motion (thigh anterior-posterior swinging motion around the hip joint) can be performed relatively normally, but the lower leg walking motion (lower leg anterior-posterior swinging around the knee joint). Dynamic movement) is often not performed normally.
  • the operation control of the actuator is performed based on the movement of the lower leg, which cannot perform a normal walking motion, and in this respect as well, an accurate walking assist force can be provided. There was a risk that it could not be done.
  • the walking motion state is recognized based on the femur phase angle defined by the periodic motion of the hip joint, and the walking assisting force corresponding to the recognized walking motion state is output to the thigh.
  • a walking assist device that controls the operation of the actuator is disclosed.
  • the walking assist device described in Patent Document 4 has a feeding portion that applies a walking assisting force to the thigh, a control unit that controls the operation of the granting portion, and at least one of a hip joint angle and a hip joint angular velocity.
  • a detection unit for detecting and a calculation unit for calculating the phase angle of the thigh based on the detection result of the detection unit are provided, and the control unit is configured to control the operation of the imparting unit based on the phase angle. Has been done.
  • the phase angle of the thigh is calculated based on the hip joint angle detected by the detection unit and the hip joint angular velocity obtained by differentiating the hip joint angle.
  • the noise component is emphasized by the differential processing, and it becomes difficult to obtain an accurate femoral phase angle.
  • the swing center of the thigh always coincides with the swing center axis in the detection unit (that is, the vertical reference axis along the gravity direction at the center of the upper body in the front-rear direction). It is assumed.
  • the swing center of the thigh in walking motion is generally different for each user, and especially in the case of a person with a disability or a person who is paralyzed due to a stroke or the like, the swing of the thigh is different.
  • the center tends to tilt forward or backward with respect to the vertical reference axis.
  • the hip joint angle detected by the detection unit and the phase angle of the thigh calculated based on the hip joint angular velocity obtained by differentiating the hip joint angle are different from the actual phase angle of the thigh. Therefore, it becomes difficult to provide appropriate walking assistance.
  • the present invention has been made in view of such a prior art, and is capable of imparting an appropriate walking assisting force according to the walking state during the walking cycle in a state where the time delay is prevented or reduced as much as possible.
  • the purpose is to provide an operation assisting device.
  • an actuator that applies an assisting force to the user's walking motion and a hip joint angle-related signal related to the hip joint angle, which is the anteroposterior swing angle of the user's thigh at each sampling timing.
  • the relationship between the thigh posture detecting means for detecting the above, the thigh phase angle calculating means for calculating the thigh phase angle at one sampling timing k, and the thigh phase angle and the torque value to be output by the actuator is directly or indirectly.
  • Auxiliary torque calculation means having specified output pattern data and calculating a torque value to be output at the one sampling timing k based on the thigh phase angle calculated by the thigh phase angle calculation means and the output pattern data.
  • the operation control means that controls the operation control of the actuator so as to output the auxiliary force of the torque value calculated by the auxiliary torque calculation means, and the thigh phase angle calculation means includes the user's thigh and the user's thigh during walking.
  • the movement around the hip joint of the leg including the lower leg is approximated by the movement of a rod-shaped rigid body having a predetermined length l with a plaque of a predetermined mass m attached to the tip and pendulum movement with the base end as a swinging fulcrum.
  • Equation (1a) based on the equation of motion in the tangential direction of the circle along the swing locus of the above, equation (1b) using the hip joint angle-related signal input from the thigh posture detecting means as an observed value, and equation (2a) using the Kalman filter.
  • equation (2e) the estimated swing angle and the estimated swing of the rod-shaped rigid body with the axis tilted by the swing center angle ⁇ 0 with respect to the detection reference axis of the thigh posture detecting means as the swing center axis.
  • the walking motion is configured to calculate the angular velocity for each sampling timing k and use the estimated rocking angle and the estimated rocking angle velocity as the hip joint angle and the hip joint angle velocity, respectively, to calculate the thigh phase angle at the sampling timing k.
  • Auxiliary equipment is provided.
  • the movement around the hip joint of the leg including the user's thigh and lower leg is tilted by the swing center angle ⁇ 0 with respect to the detection reference axis of the thigh posture detecting means.
  • the swing angle, swing angular velocity, and swing center angle of the rod-shaped rigid body around the swing center axis which are approximated by the pendulum motion of the rod-shaped rigid body as the swing center axis and calculated based on the motion equation of the pendulum motion, are determined.
  • the angle-related signal input from the thigh posture detecting means is estimated by the Kalman filter using the observed value, and the estimated rocking angle and the estimated swinging angular velocity are used as the hip joint angle and the hip joint angular velocity of the thigh, respectively, to calculate the thigh phase angle. Since the operation of the actuator is controlled so that the auxiliary torque value calculated based on the thigh phase angle is output, the appropriate walking assisting force according to the walking state during the walking cycle is prevented as much as possible from the time delay. Or it can be given in a reduced state.
  • the swing center axis of the thigh is tilted with respect to the detection reference axis of the thigh posture detecting means (for example, the vertical axis along the body axis of the user), the recognition of the walking state due to the tilt is performed. Misalignment can be effectively prevented or reduced.
  • the femoral posture detecting means may have a triaxial angular velocity sensor capable of detecting the hip joint angular velocity of the femur as the hip joint angle related signal.
  • the walking motion assisting device may include a three-axis acceleration sensor, in which case the thigh phase angle calculating means uses the vertical axis detected by the three-axis acceleration sensor when stationary as the detection reference axis. Can be configured to be used as.
  • the walking motion assisting device has a conversion function that defines the relationship between the thigh phase angle and the periodic walking motion timing, which is a percentage of the walking cycle, and is sent from the thigh phase angle calculating means.
  • a walking motion timing calculating means for calculating the periodic walking motion timing by applying the thigh phase angle to the conversion function may be provided.
  • the output pattern data defines the relationship between the periodic walking operation timing and the torque value to be output
  • the auxiliary torque calculating means is the periodic walking operation timing sent from the walking operation timing calculating means. Is applied to the output torque pattern to calculate the torque value according to the sampling timing.
  • the walking motion assisting device is driven by an electric motor acting as the actuator, a casing accommodating the electric motor, and rotational power operatively transmitted from the output shaft of the electric motor via a transmission mechanism.
  • a drive arm that is rotationally driven around the lateral pivot axis, a thigh mount that is attached to the user's thigh, a thigh frame that extends substantially in the vertical direction while supporting the thigh mount, and a lower leg that is attached to the user's lower leg.
  • a crus frame that extends substantially in the vertical direction while supporting the crus and the crus mount is included, and the crus frame can swing around the orthosis side pivot axis coaxial with the user's knee joint with respect to the crus frame.
  • An intermediate connecting mechanism for aligning the axis with the equipment side pivot axis can be provided, and the intermediate connecting mechanism is provided on the long lower limb orthosis so as to extend outward in the user width direction on the equipment side pivot axis. It may have a ball stud and a containment recess provided in the drive arm so as to open toward the long crus orthosis on the drive side pivot axis so that the ball stud can be engaged.
  • FIG. 1 is a front view of a long leg brace for the left leg worn on the user's left leg.
  • 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 lower limb orthosis for the left leg as viewed inward and from 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.
  • FIG. 7 is an exploded perspective view of the walking motion assisting device and the long lower limb orthosis for the left leg viewed from the outside and the front in the user width direction.
  • FIG. 8 is an enlarged vertical cross-sectional view of FIG. 7.
  • FIG. 9 is a block diagram of the control device in the walking motion assisting device.
  • FIG. 10 (a) is a schematic side view schematically showing the movement around the hip joint of the leg including the user's thigh and lower leg during walking
  • FIG. 10 (b) is a schematic side view of the user's leg around the hip joint. It is a schematic side view which shows the pendulum movement of a rod-shaped rigid body which approximated the movement.
  • FIG. 10 (a) is a schematic side view schematically showing the movement around the hip joint of the leg including the user's thigh and lower leg during walking
  • FIG. 10 (b) is a schematic side view of the user's leg around the hip joint. It is a schematic side view which shows the pendulum movement
  • FIG. 11 is obtained by plotting the estimated swing angle ⁇ hat and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat around the swing center axis calculated by the control device in the walking motion assisting device over one walking cycle. It is a trajectory diagram.
  • FIG. 12 is a schematic diagram showing the transition of the walking state during one walking cycle.
  • FIG. 13 is a flowchart of an actuator operation control mode executed by the control device.
  • the walking motion assisting device 100 provides walking assisting force to a user who wears 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 brace 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 for 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 femur-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 sized so that the user's thigh can 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. 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 femur 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 femur frame 20 (2) so as to be swingable, and the orthosis is connected to the lower end of the second femur frame 20 (2) via the second device side rotary connection portion 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 femur 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 to be opened on the free end side is formed in the tubular portion 53.
  • the male screw member 55 has a tubular portion 56 on 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 femur 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 increases, and the lower end surface 25 of the femur 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 equipment side pivot axis X with respect to the femur 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 femur) is prohibited.
  • the orthosis 1 further prohibits bidirectional rotation of the lower leg frame 40 with respect to the femur frame 20 around the orthosis 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 equipment side pivot axis X.
  • the locked state state shown in FIG. 2
  • the thigh frame 20 and the lower leg frame 40 are released from each other, and the lower leg frame 40 is about the equipment 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 femur 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 crus 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 lower limb 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 crus 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 fitting 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 crus 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 assist device 100 is attached to the long lower limb 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 lower limb 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 lower limb 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 crus 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 lower limb orthosis 1 by using the orthosis 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 crus 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 femur 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 femur fitting 1, thereby performing the upper fastening member 225 and the upper fastening member 225.
  • the walking operation in a state where the first femur frame 20 (1) can be positioned in the space between the upper receiving members 246 and the first femur frame 20 (1) is located in the space.
  • the first femur frame 20 (1) can be retracted from the space by moving the auxiliary device 100A in a direction away from the long lower limb device 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 femur 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 femur 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 part 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 connecting 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 lower limb 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 lower limb 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.
  • the walking motion assisting device 100 recognizes the walking state during the walking cycle based on the thigh phase angle, and the actuator (the electric motor) so as to apply a walking assisting force suitable for the walking state. 130) operation control is performed.
  • the driving force of the actuator is applied to the lower leg as a walking assisting force for the lower leg. That is, the walking motion assisting device 100 detects the movement of the thigh different from that of the lower leg, which is the controlled target portion, and applies a walking assisting force to the lower leg, which is the controlled target portion, based on the movement of the thigh. It is configured to control the operation of.
  • FIG. 9 shows a control block diagram of the walking motion assisting device 100.
  • the walking motion assisting device 100 is based on the thigh posture detecting means 510 capable of detecting an angle-related signal related to the hip joint angle, which is the anteroposterior swing angle of the user's thigh, and the angle-related signal.
  • the thigh phase angle calculating means 550 that calculates the thigh phase angle ⁇
  • the auxiliary torque calculating means 570 that calculates the torque value to be output in the walking state recognized based on the thigh phase angle ⁇
  • the actuator the electric motor
  • It is provided with an operation control means 580 that controls the operation of the motor 130).
  • 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 operation timing calculating means 560 for calculating the periodic walking operation timing) specified in the above, and the auxiliary torque calculating means 570 calculates the torque value of the auxiliary force to be output based on the periodic walking operation timing. It is configured as follows.
  • the walking motion assisting device 100 includes a control device 500.
  • the control device 500 acts as the femur phase angle calculating means 550, the walking operation timing calculating means 560, the auxiliary torque calculating means 570, and the operation controlling means 580. To do.
  • the control device 500 includes 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, and a ROM that stores a control program, control data, and the like.
  • a non-volatile storage means that stores the set values and the like in a state where they are not lost even when the power is turned off, and a RAM that temporarily holds the data generated during the calculation by the calculation unit. It is assumed to have a storage unit including the above.
  • the thigh posture detecting means 510 detects the angle-related signal at predetermined sampling timings in a walking cycle.
  • the femur posture detecting means 510 has various forms such as a gyro sensor, an acceleration sensor, and a rotary encoder as long as the anteroposterior swing angle (hip joint angle) of the thigh with respect to the detection reference axis Za can be detected directly or indirectly. obtain.
  • the thigh posture detecting means 510 is assumed to have a triaxial angular velocity sensor (gyro sensor) 511 capable of detecting the anteroposterior angular velocity of the thigh.
  • FIG. 10A shows a schematic side view schematically showing the movement around the hip joint of the leg including the user's thigh and lower leg during walking.
  • the detection reference axis Za is, for example, a vertical axis along the body axis of the user (see FIG. 10A).
  • the walking motion assisting device 100 has a three-axis acceleration sensor 515, and the thigh phase angle calculating means 550 detects the vertical axis detected by the three-axis acceleration sensor 515 when stationary. It is configured to be used as the reference axis Za.
  • the thigh phase angle calculating means 550 measures the movement of the leg portion including the user's thigh and lower leg around the hip joint during walking with a predetermined mass at the tip portion as shown in FIG. 10 (b).
  • a rod-shaped rigid body 600 of a predetermined length l to which a mass point M of m is attached is approximated by a movement of a pendulum operation with the base end as a fulcrum 610, and one using a Kalman filter designed for the equation of motion of this pendulum operation. It is configured to obtain the hip joint angle and the hip joint angular velocity at the sampling timing k.
  • m and l are set for each user by an experiment or the like, and the mass of the rod-shaped rigid body 600 is set to 0.
  • the thigh posture detecting means 510 Based on the angle-related signal from, the user's hip joint angle and hip joint angular velocity can be accurately known.
  • the swing center axis Zb of the user's thigh does not necessarily coincide with the detection reference axis Za. That is, depending on the user, the swing center axis Zb of the thigh may be tilted by a predetermined angle (swing center angle ⁇ 0) in any direction in the front-rear direction with respect to the detection reference axis Za.
  • a predetermined angle tilt center angle ⁇ 0
  • the swing central angle ⁇ 0 is different for each user.
  • the Kalman filter is used in a state where the swing center axis Zb of the user's thigh is displaced by the swing center angle ⁇ 0 with respect to the detection reference axis Za. It is configured to estimate the hip joint angle and hip joint angular velocity at one sampling timing k.
  • ⁇ is the square root of g / l and represents the natural angular frequency corresponding to the time required for one walking cycle.
  • g is the gravitational acceleration.
  • ⁇ is an irregular disturbance caused by external torque including the user's hip joint torque or disturbance.
  • sin ⁇ is approximated by ⁇ .
  • ⁇ (t) be the vibration component centered on the swing center axis Zb (the axis displaced by the swing center angle ⁇ 0 from the detection reference axis Za) of the rod-shaped rigid body 600 including the mass point M, and the equation (11). It becomes.
  • the swing center angle ⁇ 0 is considered to be a constant determined for each user, but it is also considered that the swing center angle ⁇ 0 fluctuates slightly over the walking cycle.
  • the swing center angle ⁇ 0 is likely to fluctuate. Therefore, assuming that the fluctuation of ⁇ 0 (t) is normally distributed, it can be expressed by Eq. (13).
  • the swing angle ⁇ (t) centered on the swing center axis Zb, the swing angular velocity ⁇ dot (t), and the swing center angle ⁇ 0 (t) can be summarized as a vector by the following equation (15). ..
  • equations (16) and (14) are rewritten using the vector ⁇ (t) (see equation 15), equations (17a) and (17b) are obtained.
  • equations (17a) and (17b) are expressed in discrete-time representation (sampling timing k), they are equations (1a) and (1b).
  • ⁇ [k + 1] means the value of ⁇ at the sampling timing k + 1
  • ⁇ [k] means the value of ⁇ at the sampling timing k
  • ⁇ [k] means the value of ⁇ at the sampling timing k. It means the value of the unknown disturbance of
  • ⁇ [k] means the value of the observed noise at the sampling timing k.
  • F and Gd in the formula (1a) are as follows, respectively.
  • the user's muscular strength torque acting on the hip joint is included in the unknown disturbance ⁇ as an unknown quantity.
  • the estimation formula by the Kalman filter is represented by the formulas (2a) to (2e).
  • the femur phase angle calculating means 550 calculates the Kalman gain according to the magnitude of the estimation error and the observation error for each sampling timing. That is, the thigh phase angle calculating means 550 calculates a value that minimizes the covariance of the estimation error and the observation error for each sampling timing by the equations (2c), (2d), and (2e), and this value. Is used as the Kalman gain K [k] at the sampling timing.
  • the Kalman filter calculates the estimated swing angle and the estimated swing angular velocity with the swing center axis as the swing center by the formulas (2a) to (2e).
  • the thigh phase angle calculating means 550 knows the optimum Kalman gain K [k] calculated at the sampling timing k or the stationary Kalman gain K, and then formulates the equation at the time of the previous sampling timing k-1.
  • the predicted value of the previous sampling timing calculated by (2a) is used as the pre-estimated value ⁇ hat [k
  • k] is calculated.
  • the thigh phase angle calculating means 550 uses the estimated swing angle ⁇ hat and the estimated swing angle velocity ⁇ dot hat included in the ex post facto estimated value ⁇ hat [k
  • the following effects can be obtained. That is, by executing differential processing and low-pass processing on the hip joint angle detected by a gyro sensor or the like, the hip joint angle and hip joint angular velocity at one sampling timing are obtained, and the thigh phase is obtained based on the hip joint angle and hip joint angular velocity. It is also possible to calculate the angle (hereinafter referred to as the comparative configuration).
  • the noise component is emphasized by the differential processing, and a time delay due to the low-pass processing is also generated.
  • the movement of the user's leg during walking is approximated by the pendulum motion of the rod-shaped rigid body 600, and the Kalman filter designed for the equation of motion of this pendulum motion is used.
  • the estimated swing angle ⁇ hat and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat are obtained with reference to the swing center axis, and the estimated swing angle ⁇ hat and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat are used as the hip joint angle and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat, respectively.
  • the thigh phase angle ⁇ is calculated using it as the hip joint angular velocity, the thigh phase angle ⁇ can be reduced while effectively preventing or reducing the emphasis of noise components caused by differential processing and the time delay caused by low-pass processing. Obtainable.
  • the error of the femur phase angle ⁇ due to the displacement of the swing center of the user's thigh from the detection reference axis Za of the femur posture detecting means can be effectively prevented or reduced.
  • the thigh phase angle calculating means 550 displays the hip joint operating state defined by the hip joint angle based on the estimated swing angle ⁇ hat and the hip joint angular velocity based on the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat on the phase angle plane. It is configured to plot on to create a trajectory diagram.
  • FIG. 11 is obtained by plotting the hip joint angle based on the estimated swing angle ⁇ hat and the hip joint angular velocity ⁇ (walking state) defined by the hip joint angular velocity based on the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat over one walking cycle.
  • the trajectory diagram to be obtained is schematically shown.
  • the femoral phase angle ⁇ defined by the hip joint angle and the hip joint angular velocity changes between 0 and 2 ⁇ in one walking cycle.
  • the estimated swing angles (hip joint angles) in the state where the thigh is positioned anteriorly and posteriorly to the swing reference axis Zb are set to "positive” and “negative”, respectively, and the thigh swings forward and backward, respectively.
  • the estimated swing angle velocity (hip joint angle velocity) in the state is set to "positive” and “negative”, respectively
  • the estimated swing angle (hip joint angle) is the maximum in the “negative” direction
  • the estimated swing angle velocity (estimated swing angle velocity) Assuming that the thigh phase angle when the hip joint angle velocity) is "zero” is 0, the thigh is maximally swung backward (estimated swing angle (hip joint angle) is maximum in the "negative” direction and estimated swing.
  • the thigh moves relatively forward in the swinging state and coincides with the swing reference axis Zb (estimated).
  • a state in which the swing angle (hip joint angle) is "zero” and the estimated swing angle speed (hip joint angle speed) is maximized in the "positive” direction, and the period until S (2) in FIG. 11 (walking in FIG. 11).
  • the thigh phase angle changes from 0 to ⁇ / 2.
  • the direction in which the thigh in the pulled swing state coincides with the swing reference axis Zb (estimated swing angle (hip joint angle) is "zero” and estimated swing angular velocity (hip joint angular velocity) is "positive".
  • the maximum swing angle (hip joint angle) is the maximum in the “positive” direction and the estimated swing angular velocity (hip joint angular velocity) is "zero”.
  • the thigh phase angle changes from ⁇ / 2 to ⁇ .
  • the hip joint in the swing state is maximally swung forward (estimated swing angle (hip joint angle) is maximum in the "positive” direction, and the estimated swing angle speed (hip joint angle speed) is "zero".
  • the hip joint is in a stance state by touching the ground through the heel contact, and the thigh in the stance state is relatively swung backward and coincides with the swing reference axis Zb (estimated).
  • a state in which the swing angle (hip joint angle) is "zero” and the estimated swing angle speed (hip joint angle speed) is maximized in the "negative” direction, and the period until S (4) in FIG. 11 (walking in FIG. 11).
  • region A3 the hip phase angle changes from the phase angle ⁇ to 3 ⁇ / 2.
  • a state in which the thigh in the stance state coincides with the swing reference axis (a state in which the estimated swing angle (hip joint angle) is "zero” and the estimated swing angular velocity (hip joint angular velocity) is maximized in the "negative” direction.
  • a state in which the vehicle is relatively swung backward from S (4) in FIG. 11 and is maximally swung backward (estimated swing angle (hip joint angle) is maximum in the "negative” direction and estimated swing.
  • the moving angular velocity (hip joint angular velocity) becomes “zero” and the period up to S (1) in FIG. 11 (walking area A4 in FIG. 11) the thigh phase angle changes from 3 ⁇ / 2 to 2 ⁇ .
  • the sampling timing of the thigh posture detecting means 510 is determined so that a plurality of sampling points are included in one walking cycle, and the thigh phase angle calculating means 550 calculates the thigh phase angle ⁇ for each sampling timing.
  • the thigh phase angle calculating means 550 is a vector of plot points S (k) on a trajectory diagram defined by an estimated swing angle (hip joint angle) and an estimated swing angle velocity (hip joint angular velocity).
  • the length (the distance between the origin of the trajectory diagram (that is, the point O where the estimated rocking angle (hip angle) and the estimated rocking angular velocity (hip angular velocity) are zero) and the plot point S (k)) is a predetermined threshold. If the vector length exceeds a predetermined threshold value, the thigh phase angle based on the estimated swing angle (hip joint angle) and the estimated swing angular velocity (hip joint angular velocity) is calculated.
  • the thigh phase angle is transmitted to the walking motion timing calculation means 560.
  • the femur phase angle calculating means 550 outputs an actuator operation prohibition signal.
  • the posture may change in a slight range unexpectedly.
  • the user has hemiplegia or the like, such a situation is likely to occur.
  • the walking motion is performed only when the vector length of the vector V (k) (see FIG. 11) defined by the estimated swing angle (hip joint angle) and the estimated swing angular velocity (hip joint angular velocity) exceeds a predetermined threshold value.
  • the walking motion timing calculating means 560 converts the thigh phase angle ⁇ (k) sent from the thigh phase angle calculating Tsu means into a periodic walking motion timing T (k) defined by a percentage of the walking cycle. It is configured as follows.
  • T (k) ( ⁇ (k) / 2 ⁇ ) ⁇ 100 (%)
  • 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 f (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 so as to output an auxiliary force of a torque value calculated by the auxiliary torque calculation means 570.
  • FIG. 12 shows a schematic diagram showing the walking postures in one walking cycle in chronological order.
  • one walking cycle is 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 femur phase angle detecting means 550 measures at the one sampling timing k based on the angle-related signal at one sampling timing k from the femur posture detecting means 510.
  • the hip joint angle y [k] is input (step S11).
  • the thigh phase angle detecting means 550 approximates the movement of the user's leg by the pendulum movement of the rod-shaped rigid body 600, and uses a Kalman filter designed according to the equation of motion of the pendulum movement to obtain the swing center at the sampling timing k.
  • the estimated swing angle ⁇ hat [k] and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat [k] around the axis Zb are calculated (step S12).
  • the thigh phase angle detecting means 550 creates a trajectory diagram based on the estimated rocking angle ⁇ hat [k] and the estimated rocking angular velocity ⁇ dot hat [k] (step S13), and plots the plot points on the trajectory diagram. It is determined whether or not the vector length (distance between the plot point and the origin) exceeds the threshold value (step S14).
  • step S14 the femur phase angle detecting means 550 determines that the walking operation has not been started, and outputs an actuator operation prohibition signal (step 21). In this case, the actuator operation control mode returns to step S11.
  • the thigh phase angle detecting means 550 determines that the walking motion is being performed, and determines that the walking motion is being performed, and the estimated swing angle ⁇ hat [k] and the estimated swing angular velocity ⁇ dot hat [k]. ] As the hip joint angle and the hip joint angular velocity, respectively, to calculate the thigh phase angle ⁇ [k] and transmit it to the walking motion timing calculating means 560 (step S15).
  • the walking motion timing calculating means 560 applies the thigh phase angle ⁇ [k] from the thigh phase angle detecting means 550 to a conversion function that defines the relationship between the thigh phase angle and the periodic walking motion timing, and applies the periodic walking motion.
  • the timing T [k] is calculated and transmitted to the auxiliary torque calculating means 570 (step S16).
  • the auxiliary torque calculating means 570 applies the periodic walking motion timing T [k] from the walking motion timing calculating means 560 to the output torque pattern to be stored, and the actuator outputs at this timing (sampling timing k).
  • the magnitude and direction of the walking assisting force to be powered are acquired and transmitted to the operation control means 580 (step S17).
  • 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 S18).
  • step S19 the control device 500 determines whether or not the end signal of the actuator operation control mode is input, and if there is no input of the end signal, returns to step S11 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 walking motion assisting device 100 grasps the walking motion state (walking motion timing) based on the thigh phase angle ⁇ , and applies a walking assisting force suitable for the walking motion state to the lower leg.
  • the present invention is not limited to such a form, and is configured to impart a walking assisting force suitable for a walking motion state grasped based on the thigh phase angle ⁇ to the thigh. Is also possible.

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Abstract

本発明の歩行動作補助装置は、ユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを棒状剛体の振り子動作で近似し、振り子動作の運動方程式に基づいて算出される前記棒状剛体の揺動中心軸回りの揺動角度及び揺動角速度を、前記大腿姿勢検出手段から入力される角度関連信号を観測値として用いたカルマンフィルタによって推定し、推定揺動角度及び推定揺動角速度をそれぞれ大腿の股関節角度及び股関節角速度として用いて大腿位相角を算出し、大腿位相角に基づき算出された補助トルク値を出力する。

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１～３参照）。
　詳しくは、前記特許文献１～３に記載の従来の歩行動作補助装置は、ユーザーの大腿に装着される大腿側装具と、ユーザーの下腿に装着され且つ前記大腿側装具に対してユーザーの膝関節回り回動可能に連結された下腿側装具と、前記大腿側装具に装着され、前記下腿側装具に対して膝関節回りの補助力を付与可能なアクチュエータと、大腿に対する下腿の膝関節回りの回動角度を検出する下腿角度センサと、前記アクチュエータの作動制御を司る制御装置とを備え、前記制御装置が、前記下腿角度センサからの検出信号に基づいて前記アクチュエータの作動制御を実行するように構成されている。
　即ち、前記従来の歩行動作補助装置は、前記下腿角度センサによって検出される下腿の膝関節回りの回動角度に基づいて歩行動作状態を認識し、この歩行動作状態に応じた大きさ及び方向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行うように構成されている。
　しかしながら、歩行動作の際には、下腿は膝関節回りに回動動作しつつ、大腿は股関節回りに回動動作する。
　即ち、前記従来構成においては、股関節回りに回動する大腿に対する下腿の膝関節回りの回動角度を検出しており、従って、歩行動作状態を正確に認識することが困難であった。
　さらに、ユーザーが脳卒中等の為に麻痺を有する場合、大腿の歩行動作（股関節回りの大腿の前後揺動動作）は比較的正常に行えるものの、下腿の歩行動作（膝関節回りの下腿の前後揺動動作）は正常に行えないことが多い。
　このような場合、前記従来の構成では、正常な歩行動作を行えない下腿の動きに基づいて前記アクチュエータの作動制御を行うことになり、この点においても、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った。
　また、下記特許文献４には、股関節の周期的な動作によって規定される大腿位相角に基づいて歩行動作状態を認識し、認識された歩行動作状態に応じた歩行補助力を大腿に対して出力するようにアクチュエータの作動制御を行う歩行補助装置が開示されている。
　詳しくは、前記特許文献４に記載の歩行補助装置は、大腿に対して歩行補助力を付与する付与部と、前記付与部の作動制御を行う制御部と、股関節角度及び股関節角速度の少なくとも一方を検出する検出部と、前記検出部の検出結果に基づいて大腿の位相角を算出する算出部とを備え、前記制御部が、前記位相角に基づいて前記付与部の作動制御を行うように構成されている。
　ここで、前記特許文献４においては、大腿の位相角は、前記検出部によって検出された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に基づいて算出されている。
　斯かる構成では、微分処理によって雑音成分が強調されることになり、正確な大腿位相角を得ることは困難となる。
　この点に関し、前記検出部によって検出された信号に対しローパス処理を行うことによって雑音成分を除去することも可能であるが、この場合には、時間遅れが生じ、前記付与部の作動制御を適切なタイミングで行うことが困難となる。
　また、前記特許文献４においては、大腿の揺動中心が、前記検出部における揺動中心軸（即ち、上体の前後方向中央において重力方向に沿う垂直基準軸）に常に一致していることを前提としている。
　しかしながら、歩行動作における大腿の揺動中心は、ユーザー毎に異なるのが一般的であり、特に、脚の不自由な人や脳卒中等の為に麻痺を有する人の場合には、大腿の揺動中心が垂直基準軸に対して前方又は後方に傾斜しやすい。
　このような場合には、前記検出部によって検出された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に基づいて算出される大腿の位相角が実際の大腿の位相角とは異なることになり、適切な歩行補助力の提供が困難になる。
特許第５７２４３１２号公報 特許第５７９９６０８号公報 特許第５３８６２５３号公報 特開２０１６－００２４０８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、歩行周期中の歩行状態に即した適切な歩行補助力を、時間遅れを可及的に防止乃至は低減した状態で付与可能な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股関節角度関連信号を検出する大腿姿勢検出手段と、一のサンプリングタイミングｋでの大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段と、大腿位相角と前記アクチュエータが出力すべきトルク値との関係が直接又は間接的に規定された出力パターンデータを有し、前記大腿位相角算出手段によって算出された大腿位相角及び前記出力パターンデータに基づいて前記一のサンプリングタイミングｋ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、歩行時におけるユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを、先端部に所定質量ｍの質点が取り付けられた所定長さlの棒状剛体が基端部を揺動支点として振り子動作する動きで近似し、前記質点の揺動軌跡に沿った円の接線方向における運動方程式に基づく式（１ａ）及び前記大腿姿勢検出手段から入力される股関節角度関連信号を観測値とする式（１ｂ）とカルマンフィルタによる式（２ａ）～（２ｅ）とを用いて、前記大腿姿勢検出手段の検出基準軸に対して揺動中心角θ0だけ傾斜した軸を揺動中心軸とした前記棒状剛体の推定揺動角度及び推定揺動角速度をサンプリングタイミングｋ毎に算出し、前記推定揺動角度及び前記推定揺動角速度をそれぞれ股関節角度及び股関節角速度として用いてサンプリングタイミングｋでの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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　但し、式（１ａ）、式（１ｂ）及び式（２ａ）～式（２ｅ）における記号は下記の通りであり、式中の右肩記号Ｔは行列の転置操作を表している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
θ：股関節角度
θ0：揺動中心角
φ：揺動中心角θ0を中心とした揺動角度
φドット：揺動中心角θ0を中心とした揺動角速度
ｇ：重力加速度
γ：未知外乱ベクトル
γφ：揺動角度成分に対する未知外乱
γθ：揺動中心角成分に対する未知外乱
β：観測雑音
ξハット[k｜k]：サンプリングタイミングｋでの事後推定値
ξハット[k｜k-1]: サンプリングタイミングｋでの事前推定値
Ｋ[k]：サンプリングタイミングｋでのカルマンゲイン
Ｐ[k|k]：サンプリングタイミングｋでの事後誤差共分散行列
Ｐ[k|k-1]：サンプリングタイミングｋでの事前誤差共分散行列
y[k]：サンプリングタイミングｋでの大腿姿勢検出手段の観測値（計測値）
Ｃ：観測行列
Ｑ：未知外乱γの共分散行列
Ｒ：観測雑音βの共分散行列
Ｉ：単位行列
ω：1歩行周期に要する時間より算出される固有角周波数
　本発明に係る歩行動作補助装置によれば、ユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを、大腿姿勢検出手段の検出基準軸に対して揺動中心角θ0だけ傾斜した軸を揺動中心軸とした棒状剛体の振り子動作で近似し、振り子動作の運動方程式に基づいて算出される前記棒状剛体の揺動中心軸回りの揺動角度、揺動角速度及び揺動中心角を、前記大腿姿勢検出手段から入力される角度関連信号を観測値として用いたカルマンフィルタによって推定し、推定揺動角度及び推定揺動角速度をそれぞれ大腿の股関節角度及び股関節角速度として用いて大腿位相角を算出し、大腿位相角に基づき算出された補助トルク値が出力されるようにアクチュエータの作動制御を行うので、歩行周期中の歩行状態に応じた適切な歩行補助力を、時間遅れを可及的に防止乃至は低減した状態で付与できる。また、大腿の揺動中心軸が大腿姿勢検出手段の検出基準軸（例えば、ユーザーの体軸に沿った垂直軸）に対して傾斜していたとしても、かかる傾斜に起因する歩行状態の認識のズレを有効に防止乃至は低減できる。
　一形態においては、前記大腿姿勢検出手段は、前記股関節角度関連信号として大腿の股関節角速度を検出可能な３軸角速度センサを有し得る。
　例えば、本発明に係る歩行動作補助装置は３軸加速度センサを備えることができ、この場合、前記大腿位相角算出手段は、静止時に前記３軸加速度センサによって検出される鉛直軸を前記検出基準軸として用いるように構成され得る。
　好ましくは、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対する百分率である周期歩行動作タイミングとの関係を規定した変換関数を有し、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変換関数に適用して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得る。
　この場合、前記出力パターンデータは、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ものとされ、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サンプリングタイミングに応じたトルク値を算出するように構成される。
　本発明に係る歩行動作補助装置は、前記アクチュエータとして作用する電動モータと、前記電動モータを収容するケーシングと、前記電動モータの出力軸から伝動機構を介して作動的に伝達される回転動力によって駆動側枢支軸線回りに回転駆動される駆動アームと、ユーザーの大腿に装着される大腿装着体、前記大腿装着体を支持した状態で略上下方向に延びる大腿フレーム、ユーザーの下腿に装着される下腿装着体及び前記下腿装着体を支持した状態で略上下方向に延びる下腿フレームを含み、前記下腿フレームが前記大腿フレームに対してユーザーの膝関節と同軸上の装具側枢支軸線回りに揺動可能とされている長下肢装具における前記大腿フレームに、前記ケーシングの上部を連結させる上部連結機構と、前記駆動アームの先端部を前記下腿フレームに作動的に連結させる下部連結機構と、駆動側枢支軸線を装具側枢支軸線に一致させる中間連結機構とを備えることができ、前記中間連結機構は、装具側枢支軸線上においてユーザー幅方向外方へ延びるように前記長下肢装具に設けられたボールスタッドと、駆動側枢支軸線上において前記長下肢装具の側に開くように前記駆動アームに設けられ、前記ボールスタッドが係入可能とされた収容凹部とを有するものとされ得る。
図１は、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左脚用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左脚用長下肢装具をユーザー幅方向外方且つ前方から視た分解斜視図である。 図８は、図７の拡大部分縦断面図である。 図９は、前記歩行動作補助装置における制御装置のブロック図である。 図１０(a)は、歩行時におけるユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを模式的に表す模式側面図であり、図１０(b)は、ユーザーの脚部の股関節回りの動きを近似した棒状剛体の振り子動作を表す模式側面図である。 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、揺動中心軸回りの推定揺動角度φハット及び推定揺動角速度φドットハット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る。 図１２は、一歩行周期中における歩行状態の推移を示す模式図である。 図１３は、前記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チャートである。
　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。
　ここで、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００の制御構造について説明する。
　本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、大腿位相角に基づいて歩行周期中の歩行状態を認識し、当該歩行状態に適した歩行補助力が付与されるように前記アクチュエータ（前記電動モータ１３０）の作動制御を行う。
　前述の通り、前記歩行動作補助装置１００においては、前記アクチュエータの駆動力は下腿に対する歩行補助力として下腿に付与される。
　即ち、前記歩行動作補助装置１００は、制御対象部位である下腿とは異なる大腿の動きを検出し、この大腿の動きに基づいて制御対象部位である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の作動制御を行うように構成されている。
　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。
　図９に示すように、前記歩行動作補助装置１００は、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な大腿姿勢検出手段５１０と、前記角度関連信号に基づいて大腿位相角αを算出する大腿位相角算出手段５５０と、前記大腿位相角α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（前記電動モータ１３０）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αに基づき、当該大腿位相角α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５６０を有しており、前記補助トルク算出手段５７０は、周期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。
　図５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は制御装置５００を備えている。
　本実施の形態においては、図９に示すように、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。
　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、検出基準軸Ｚaに対する大腿の前後揺動角度（股関節角度）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を有するものとされている。
　図１０(a)に、歩行時におけるユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを模式的に表す模式側面図を示す。
　前記検出基準軸Ｚaは、例えば、ユーザーの体軸に沿った鉛直軸（図１０(a)参照）とされる。
　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鉛直軸を前記検出基準軸Ｚaとして用いるように構成されている。
　本実施の形態においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、歩行時におけるユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを、図１０(b)に示すような、先端部に所定質量ｍの質点Ｍが取り付けられた所定長さｌの棒状剛体６００が基端部を支点６１０として振り子動作する動きで近似し、この振り子動作の運動方程式に対して設計されたカルマンフィルタを用いて一のサンプリングタイミングｋでの股関節角度及び股関節角速度を得るように構成されている。
　なお、ｍ及びｌは、実験等によってユーザー毎に設定され、棒状剛体６００の質量は０とする。
　ここで、ユーザーの歩行動作における大腿の揺動中心軸Ｚbが、前記検出基準軸Ｚa（例えば、ユーザーの体軸に沿った鉛直軸）と一致している場合には、前記大腿姿勢検出手段５１０からの前記角度関連信号に基づいて、ユーザーの股関節角度及び股関節角速度を正確に知ることができる。
　しかしながら、ユーザーの大腿の揺動中心軸Ｚbは、必ずしも前記検出基準軸Ｚaとは一致しない。
　即ち、ユーザーによっては、大腿の揺動中心軸Ｚbが前記検出基準軸Ｚaに対して前後何れかの方向へ所定角度（揺動中心角θ0）だけ傾斜する場合がある。特に、脚の不自由な人や脳卒中等の為に麻痺を有する人がユーザーである場合にはその可能性が高くなり、さらに、前記揺動中心角θ0はユーザー毎に異なる。
　従って、前記大腿姿勢検出手段５１０からの前記角度関連信号をそのまま用いて股関節角度及び股関節角速度を得ると、前記揺動中心角θ0に起因する誤差が含まれることになる。
　この点に関し、本実施の形態においては、ユーザーの大腿の揺動中心軸Ｚbが前記検出基準軸Ｚaに対して揺動中心角θ0だけ変位していることを考慮した状態で、カルマンフィルタを用いて一のサンプリングタイミングｋでの股関節角度及び股関節角速度を推定するように構成されている。
詳しくは、前記質点Ｍを含む棒状剛体６００が、検出基準軸Ｚaから揺動中心角θ0だけ変位した揺動中心軸Ｚbを揺動中心として振り子動作すると仮定する。この場合、前記質点Ｍの揺動軌跡に沿った円Ｑの接線方向の運動方程式は式（１０）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
但し、ωはg/lの平方根であり、1歩行周期に要する時間に対応する固有角周波数を表す。また、ｇは重力加速度である。また、γはユーザーの股関節トルクを含む外部からのトルクや外乱による不規則外乱である。
また、式（１０）においては、sinθをθで近似している。
　前記質点Ｍを含む棒状剛体６００の揺動中心軸Ｚb（検出基準軸Ｚaから揺動中心角θ0だけ変位した軸）を揺動中心とした振動成分をφ(t)とすると、式（１１）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000020
　式（１１）を式（１０）に代入すると、揺動中心角を考慮した運動方程式である式（１２）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000021
　ここで、揺動中心角θ0は、ユーザー毎に決まる定数とも考えられるが、歩行周期に亘って若干の変動を行うとも考えられる。特に、脚の不自由な人や脳卒中等の為に麻痺を有する人がユーザーである場合には、揺動中心角θ0が変動する可能性が高い。
　そこで、θ0(t)の変動が正規分布するものと仮定すると、式（１３）と表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
　また、観測方程式は式（１４）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000023
　ここで、揺動中心軸Ｚbを中心とした揺動角度φ(t)及び揺動角速度φドット(t)並びに揺動中心角θ0(t)をベクトルとしてまとめると、下記式（１５）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000024
　式（１５）を用いて式（１２）及び式（１３）を書き直すと、式（１６）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000025
　式（１６）及び式（１４）をベクトルξ(t)（式１５参照）を用いて書き換えると、式（１７ａ）及び式（１７ｂ）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000026
　但し、式（１７ａ）及び式（１７ｂ）中のＡ、Ｇ、Ｃ及びγ(t)は以下の通りである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000027
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000028
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000029
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000030
　式（１７ａ）及び式（１７ｂ）を離散時間表現（サンプリングタイミングｋ）で表記すると、式（１ａ）及び式（１ｂ）となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000031
　式（１ａ）及び式（１ｂ）における[ ]内は、サンプリングタイミングを示している。
　即ち、ξ[k+1]は、サンプリングタイミングｋ＋１でのξの値を意味し、ξ[k]は、サンプリングタイミングｋでのξの値を意味し、γ[k]は、サンプリングタイミングｋでの未知外乱の値を意味し、β[k]は、サンプリングタイミングｋでの観測雑音の値を意味している。
　また、式（１ａ）中のＦ及びＧｄは、それぞれ、以下の通りである。
　なお、式（１ａ）において、股関節に作用するユーザーの筋力トルクは未知量として、未知外乱γに含めている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000032
但し、上式右辺は行列指数関数、Δtはサンプリングタイミングkからk+1までの経過時間（サンプリング時間）を表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000033
　カルマンフィルタによる推定式は、式（２ａ）から式（２ｅ）によって表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000034
　なお、なお、式（２ａ）～式（２ｅ）中の記号は以下の通りである。また、式中の右肩記号Ｔは行列の転置操作を表している。
ξハット[k｜k]：サンプリングタイミングｋでの事後推定値
ξハット[k｜k-1]: サンプリングタイミングｋでの事前推定値
Ｋ[k]：サンプリングタイミングｋでのカルマンゲイン
Ｐ[k|k]：サンプリングタイミングｋでの事後誤差共分散行列
Ｐ[k|k-1]：サンプリングタイミングｋでの事前誤差共分散行列
y[k]：サンプリングタイミングｋでの大腿姿勢検出手段の観測値（計測値）
Ｃ：観測行列
Ｑ：未知外乱γの共分散行列
Ｒ：観測雑音βの共分散行列
Ｉ：単位行列
γ：未知外乱ベクトル
γφ：揺動角度成分に対する未知外乱
γθ：揺動中心角成分に対する未知外乱
　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、推定誤差及び観測誤差の大きさに応じてカルマンゲインを算出する。
　即ち、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、推定誤差及び観測誤差の共分散を最小とする値を式（2c）、式（2d）および式（2e）により算出し、この値をそのサンプリングタイミングでのカルマンゲインＫ[k]として用いる。
　なお、前記カルマンフィルタは、式（２a）～式（２e）によって、揺動中心軸を揺動中心とした推定揺動角度と推定揺動角速度を算出する。その際、サンプリングタイミングkにおけるカルマンゲインＫ[k]は、毎サンプリングタイミングにおいて式（２c）～式（２e）によって計算されるが、サンプリングタイミング毎にカルマンゲインＫ[k]を算出する代わりに、下記式（１８ａ）及び式（１８ｂ）によって簡易的に事前に計算された定常カルマンゲインの値Ｋによって代用することもできる。すなわち、Ｋ[k]＝Ｋとして使用する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000035
Ｋ：定常カルマンゲイン
Ｐ：定常誤差共分散行列
前記大腿位相角算出手段５５０は、サンプリングタイミングｋにおいて算出した最適なカルマンゲインＫ[k]、又は、定常カルマンゲインＫ を知得した上で、一つ前のサンプリングタイミングｋ－１の時点において式（２ａ）によって算出しておいた一つ先のサンプリングタイミングの予測値を、サンプリングタイミングｋでの事前推定値ξハット[k|k-1]として用い、式（２ｂ）によって当該サンプリングタイミングｋでの事後推定値ξハット[k|k]を算出する。
　前記大腿位相角算出手段５５０は、事後推定値ξハット[k|k]に含まれる推定揺動角度φハット及び推定揺動角速度φドットハットをそれぞれ股関節角度及び股関節角速度として用いて、サンプリングタイミングｋでの大腿位相角α(k)（＝－Ａｒｃｔａｎ(ξドットハット(k)／ξハット(k)＋π）を算出する。
　斯かる構成によれば、下記効果を得ることができる。
　即ち、ジャイロセンサ等によって検出された股関節角度に対して微分処理及びローパス処理を実行することによって、一のサンプリングタイミングでの股関節角度及び股関節角速度を得て、この股関節角度及び股関節角速度に基づき大腿位相角を算出することも可能である（以下、比較構成という）。
　しかしながら、前記比較構成においては、微分処理によって雑音成分が強調されると共に、ローパス処理を行うことによる時間遅れも生じることになる。
　これに対し、本実施の形態においては、前述の通り、歩行時におけるユーザーの脚部の動きを棒状剛体６００の振り子動作で近似し、この振り子動作の運動方程式に対して設計されたカルマンフィルタを用いてサンプリングタイミングｋにおいて揺動中心軸を基準とした推定揺動角度φハット及び推定揺動角速度φドットハットを得て、推定揺動角度φハット及び推定揺動角速度φドットハットをそれぞれ股関節角度及び股関節角速度として用いて大腿位相角αを算出しているので、微分処理に起因する雑音成分の強調、及び、ローパス処理に起因する時間遅れを有効に防止乃至は低減しつつ、大腿位相角αを得ることができる。
　さらに、ユーザーの大腿の揺動中心が前記大腿姿勢検出手段の検出基準軸Ｚaから変位したことに起因する、大腿位相角αの誤差を有効に防止乃至は低減できる。
　本実施の形態においては、前記大腿位相角算出手段５５０は、推定揺動角度φハットに基づく股関節角度及び推定揺動角速度φドットハットに基づく股関節角速度によって画される大腿動作状態を位相角平面上にプロットしてトラジェクトリ線図を作成するように構成されている。
　図１１に、推定揺動角度φハットに基づく股関節角度及び推定揺動角速度φドットハットに基づく股関節角速度によって画される大腿位相角α（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１１に示すように、股関節角度及び股関節角速度によって画される大腿位相角αは、一歩行周期において０～２πの間で変化する。
　詳しくは、大腿が揺動基準軸Ｚbより前方及び後方に位置されている状態の推定揺動角度（股関節角度）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推定揺動角速度（股関節角速度）をそれぞれ「正」及び「負」とした場合において、推定揺動角度（股関節角度）が「負」の方向に最大で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「ゼロ」の状態の大腿位相角を０とすると、大腿が後方側へ最大揺動された状態（推定揺動角度（股関節角度）が「負」の方向に最大で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「ゼロ」の状態、図１１中のＳ(1)）から、大腿が遊脚状態で相対的に前方側へ移動して揺動基準軸Ｚbと一致する状態（推定揺動角度（股関節角度）が「ゼロ」で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「正」の方向に最大となる状態、図１１中のＳ(2)）までの期間（図１１の歩行領域Ａ１）においては、大腿位相角は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揺動基準軸Ｚbと一致している状態（推定揺動角度（股関節角度）が「ゼロ」で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）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（推定揺動角度（股関節角度）が「正」の方向に最大で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「ゼロ」となる状態、図１１中のＳ(3)）までの期間（図１１の歩行領域Ａ２）においては、大腿位相角は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（推定揺動角度（股関節角度）が「正」の方向に最大で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「ゼロ」の状態、図１１中のＳ(3)）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揺動基準軸Ｚbと一致する状態（推定揺動角度（股関節角度）が「ゼロ」で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「負」の方向に最大となる状態、図１１中のＳ(4)）までの期間（図１１の歩行領域Ａ３）においては、大腿位相角は位相角πから３π／２へ変化する。
　さらに、立脚状態の大腿が揺動基準軸と一致する状態（推定揺動角度（股関節角度）が「ゼロ」で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「負」の方向に最大となる状態、図１１中のＳ(4)）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（推定揺動角度（股関節角度）が「負」の方向に最大で且つ推定揺動角速度（股関節角速度）が「ゼロ」となる状態、図１１中のＳ(1)）までの期間（図１１の歩行領域Ａ４）においては、大腿位相角は３π／２から２πへ変化する。
　一歩行周期当たりに複数のサンプリングポイントが含まれるように前記大腿姿勢検出手段５１０のサンプリングタイミングが定められており、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大腿位相角φ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、推定揺動角度（股関節角度）及び推定揺動角速度（股関節角速度）によって画されるトラジェクトリ線図上のプロット点Ｓ(ｋ)のベクトル長（トラジェクトリ線図の原点（即ち、推定揺動角度（股関節角度）及び推定揺動角速度（股関節角速度）がゼロの点Ｏ）とプロット点Ｓ(k)との間の距離）が所定の閾値を越えているか否かを判断し、前記ベクトル長が所定の閾値を越えていると、推定揺動角度（股関節角度）及び推定揺動角速度（股関節角速度）に基づく大腿位相角を算出して、当該大腿位相角を前記歩行動作タイミング算出手段５６０に送信する。
　これに対し、前記ベクトル長が所定の閾値以下の場合には、前記大腿位相角算出手段５５０は、アクチュエータ作動禁止信号を出力する。
　斯かる構成を備えることにより、歩行動作が開始されていないにも拘わらず、前記歩行動作補助装置１００が前記アクチュエータを作動させることを有効に防止することができる。
　即ち、前記歩行動作補助装置１００を装着したユーザーが歩行動作を開始する前に、意に反して微少な範囲で姿勢変動を起こす場合がある。特に、ユーザーが片麻痺等を有する場合には、そのような事態が生じ易い。
　前記大腿位相角算出手段５５０が前記構成を備えていれば、このような微少な姿勢変動はベクトル長の短いベクトルとして検出される。
　従って、推定揺動角度（股関節角度）及び推定揺動角速度（股関節角速度）によって画されるベクトルＶ(k)（図１１参照）のベクトル長が所定の閾値を越えている場合にのみ、歩行動作が行われていると判断することにより、歩行動作が開始されていないにも拘わらず、意に反して前記アクチュエータが作動することを有効に防止することができる。
　前記歩行動作タイミング算出手段５６０は、前記大腿位相角算す津手段から送られてきた大腿位相角α(k)を、歩行周期に対する百分率で規定される周期歩行動作タイミングＴ(k)に変換するように構成されている。
　前記周期歩行動作タイミングＴ(k)は、下記変換関数によって算出される。
　Ｔ(k)＝（α(k)／２π）×１００（％）
　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ｆ(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の作動制御を実行する。
　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、前記大腿位相角検出手段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ｋでの測定股関節角度y[k]を入力する（ステップＳ１１）。
　前記大腿位相角検出手段５５０は、ユーザーの脚部の動きを棒状剛体６００の振り子動作で近似し、振り子動作の運動方程式に応じて設計されたカルマンフィルタを用いて、サンプリングタイミングｋでの揺動中心軸Ｚb回りの推定揺動角度φハット[k]及び推定揺動角速度φドットハット[ｋ]を算出する（ステップＳ１２）。
　前記大腿位相角検出手段５５０は、推定揺動角度φハット[k]及び推定揺動角速度φドットハット[ｋ]に基づきトラジェクトリ線図を作成し（ステップＳ１３）、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（ステップＳ１４）。
　前記ステップＳ１４がＮＯの場合、前記大腿位相角検出手段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２１）。
　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Ｓ１４がＹＥＳの場合には、前記大腿位相角検出手段５５０は、歩行動作が行われていると判断して、推定揺動角度φハット[k]及び推定揺動角速度φドットハット[ｋ]をそれぞれ股関節角度及び股関節角速度として用いて大腿位相角α[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Ｓ１５）。
　前記歩行動作タイミング算出手段５６０は、前記大腿位相角検出手段５５０からの大腿位相角α[k]を、大腿位相角と周期歩行動作タイミングとの関係を規定した変換関数に適用して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Ｓ１６）。
　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Ｓ１７）。
　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Ｓ１８）。
　ステップＳ１９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。
　なお、本実施の形態に係る歩行動作補助装置１００は、大腿位相角αに基づいて歩行動作状態（歩行動作タイミング）を把握し、その歩行動作状態に適した歩行補助力を下腿に付与するように構成されているが、本発明は斯かる形態に限定されるものでは無く、大腿位相角φに基づいて把握された歩行動作状態に適した歩行補助力を大腿に付与するように構成することも可能である。
１００　　　　　　　　歩行動作補助装置
１３０　　　　　　　　電動モータ（アクチュエータ）
１０　　　　　　　　　大腿側装具
３０　　　　　　　　　下腿側装具
５００　　　　　　　　制御装置
５１０　　　　　　　　大腿姿勢検出手段
５１１ 　　　　　　　３軸角速度センサ
５１５　　　　　　　　３軸加速度センサ
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 (5)

  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股関節角度関連信号を検出する大腿姿勢検出手段と、一のサンプリングタイミングｋでの大腿位相角を算出する大腿位相角算出手段と、大腿位相角と前記アクチュエータが出力すべきトルク値との関係が直接又は間接的に規定された出力パターンデータを有し、前記大腿位相角算出手段によって算出された大腿位相角及び前記出力パターンデータに基づいて前記一のサンプリングタイミングｋ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、歩行時におけるユーザーの大腿及び下腿を含む脚部の股関節回りの動きを、先端部に所定質量ｍの質点が取り付けられた所定長さlの棒状剛体が基端部を揺動支点として振り子動作する動きで近似し、前記質点の揺動軌跡に沿った円の接線方向における運動方程式に基づく式（１ａ）及び前記大腿姿勢検出手段から入力される股関節角度関連信号を観測値とする式（１ｂ）とカルマンフィルタによる式（２ａ）～（２ｅ）とを用いて、前記大腿姿勢検出手段の検出基準軸に対して揺動中心角θ0だけ傾斜した軸を揺動中心軸とした前記棒状剛体の推定揺動角度及び推定揺動角速度をサンプリングタイミングｋ毎に算出し、前記推定揺動角度及び前記推定揺動角速度をそれぞれ股関節角度及び股関節角速度として用いてサンプリングタイミングｋでの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。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
    但し、式（１ａ）、式（１ｂ）及び式（２ａ）～式（２ｅ）における記号は下記の通りであり、式中の右肩記号Ｔは行列の転置操作を表している。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
    θ：股関節角度
    θ0：揺動中心角
    φ：揺動中心角θ0を中心とした揺動角度
    φドット：揺動中心角θ0を中心とした揺動角速度
    ｇ：重力加速度
    γ：未知外乱ベクトル
    γφ：揺動角度成分に対する未知外乱
    γθ：揺動中心角成分に対する未知外乱
    β：観測雑音
    ξハット[k｜k]：サンプリングタイミングｋでの事後推定値
    ξハット[k｜k-1]: サンプリングタイミングｋでの事前推定値
    Ｋ[k]：サンプリングタイミングｋでのカルマンゲイン
    Ｐ[k|k]：サンプリングタイミングｋでの事後誤差共分散行列
    Ｐ[k|k-1]：サンプリングタイミングｋでの事前誤差共分散行列
    y[k]：サンプリングタイミングｋでの大腿姿勢検出手段の観測値（計測値）
    Ｃ：観測行列
    Ｑ：未知外乱γの共分散行列
    Ｒ：観測雑音βの共分散行列
    Ｉ：単位行列
  2. 　前記大腿姿勢検出手段は、前記股関節角度関連信号として大腿の股関節角速度を検出可能な３軸角速度センサを有してい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. 　３軸加速度センサを備え、
    　前記大腿位相角算出手段は、静止時に前記３軸加速度センサによって検出される鉛直軸を前記検出基準軸として用いるように構成されてい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. 　大腿位相角と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との関係を規定した変換関数を有し、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変換関数に適用して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、
    　前記出力パターンデータは、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ており、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サンプリングタイミングに応じたトルク値を算出することを特徴とする請求項１から３の何れかに記載の歩行動作補助装置。
  5. 　前記アクチュエータとして作用する電動モータと、前記電動モータを収容するケーシングと、前記電動モータの出力軸から伝動機構を介して作動的に伝達される回転動力によって駆動側枢支軸線回りに回転駆動される駆動アームと、ユーザーの大腿に装着される大腿装着体、前記大腿装着体を支持した状態で略上下方向に延びる大腿フレーム、ユーザーの下腿に装着される下腿装着体及び前記下腿装着体を支持した状態で略上下方向に延びる下腿フレームを含み、前記下腿フレームが前記大腿フレームに対してユーザーの膝関節と同軸上の装具側枢支軸線回りに揺動可能とされている長下肢装具における前記大腿フレームに、前記ケーシングの上部を連結させる上部連結機構と、前記駆動アームの先端部を前記下腿フレームに作動的に連結させる下部連結機構と、駆動側枢支軸線を装具側枢支軸線に一致させる中間連結機構とを備え、
    　前記中間連結機構は、装具側枢支軸線上においてユーザー幅方向外方へ延びるように前記長下肢装具に設けられたボールスタッドと、駆動側枢支軸線上において前記長下肢装具の側に開くように前記駆動アームに設けられ、前記ボールスタッドが係入可能とされた収容凹部とを有していることを特徴とする請求項１から４の何れかに記載の歩行動作補助装置。
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