(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
柔軟性を有する帯状部材（１８，２０，５８）を含んで構成されて使用者の筋力による関節回りの屈曲運動をアシストする補助力を引張力として伝達する補助力伝達部（１２，５８）と、該補助力伝達部（１２，５８）の一方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ一方の部位に装着される第１の装着部（１４，６０）と、該補助力伝達部（１２，５８）の他方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ他方の部位に装着される第２の装着部（１６，６２）と、該補助力伝達部（１２，５８）に対して引張方向のアシスト力を及ぼす駆動手段（１７，６４）と、該使用者の該関節の屈曲角度を検出する関節角度センサ（３２）と、該関節角度センサ（３２）の検出値に基づいて該駆動手段（１７，６４）の作動タイミングを決定するアシストタイミングの制御手段とを、有する関節運動補助装置（１０，５６）において、
（ｉ）前記アシスト力の作用中において該補助力伝達部（１２，５８）に作用する荷重が予め設定されたアシスト用目標値となるように前記駆動手段（１７，６４）の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、（ｉｉ）前記アシスト力の非作用中において該補助力伝達部（１２，５８）の弛みを解消するように前記駆動手段（１７，６４）を作動させて該補助力伝達部（１２，５８）にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが、設けられていると共に、
前記補助力伝達部（１２，５８）に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサ（３４）が設けられており、
該アシスト力制御手段と該弛み防止制御手段との少なくとも一方において、該荷重センサ（３４）の検出値に基づいて、該補助力伝達部（１２，５８）に作用する荷重が目標とする前記アシスト力又は前記バイアス力となるように該駆動手段（１７，６４）の作動がフィードバック制御されるようになっていることを特徴とする関節運動補助装置（１０，５６）。
【請求項２】
前記補助力伝達部（１２，５８）が、前記アシスト力の伝達方向である長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な弾性部（１８，２０，５８）を有している請求項１に記載の関節運動補助装置（１０，５６）。
【請求項３】
前記駆動手段（１７，６４）が、前記補助力伝達部（１２，５８）に対して引張方向の牽引量を検出するエンコーダ（５０）を備えていると共に、該エンコーダ（５０）による検出値に基づいて該駆動手段（１７，６４）を作動制御して該補助力伝達部（１２，５８）の牽引量を、予め設定された牽引量の目的値に導く牽引量制御手段が設けられている請求項１又は２に記載の関節運動補助装置（１０，５６）。
【請求項４】
前記アシスト力制御手段における前記アシスト用目標値が、前記関節の周期的な屈曲運動に対応した周期的な波形として与えられる請求項１〜３の何れか一項に記載の関節運動補助装置（１０，５６）。
【請求項５】
前記使用者の関節が股関節とされて、前記関節角度センサ（３２）が、前記使用者における該股関節の角度を検出するようになっていると共に、前記補助力伝達部（１２，５８）が左右の各脚用に一対設けられており、該使用者における歩行運動に対して左右の脚部に対してそれぞれアシスト力を及ぼすようになっている請求項１〜４の何れか一項に記載の関節運動補助装置（１０，５６）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、使用者の歩行の如き関節の周期的な繰り返し運動に際して、装着した使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の筋力をサポートすることができる関節運動補助装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来から、筋力を失った身体障害者や筋力が衰えた高齢者の歩行等の動作をサポートするために、特許第４２００４９２号公報（特許文献１）や特開２０１０−１１０４６４号公報（特許文献２）に示されているような装着式の補助装置が提案されている。これら特許文献１，２に記載された従来構造の補助装置は、外骨格型の補助装置であって、使用者の体に沿って装着される硬質のアームやフレームからなる外骨格が、関節部においてモータで駆動されることにより、使用者の脚が外骨格アームと共に動作させられるようになっている。
【０００３】
しかしながら、このような硬質の外骨格を用いた補助装置では、使用者の体格と正確に合っていなかったり、装着が不適当であったりすると、運動時に使用者の関節等に過度の力や無理な力が及ぼされるおそれがあった。しかも、硬質の外骨格が使用者の関節の動きを拘束することから、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用があると、使用者の自発的反応による転倒防止動作が阻害されて転倒につながるおそれもあった。
【０００４】
そこで、本出願人は、先に特開２０１３−２０８３９７号公報（特許文献３）において、使用者の筋力による自発的な動きを過度に阻害しないで動きをサポートする歩行用の運動補助具を提案した。かかる運動補助具では、柔軟性を有する補助力伝達部を用い、その両端部分を使用者の関節を挟んだ両側部位に装着せしめた状態で、使用者の関節角度に応じた所定のタイミングで補助力伝達部に引張方向のアシスト力を及ぼし得るようになっている。それ故、このような運動補助具を用いることにより、例えば歩行時に遊脚を持ち上げて前方に振り出すような筋力補助を行うことが可能となる。
【０００５】
ところが、本発明者が更なる研究を行った結果、このような柔軟性を有する補助力伝達部を用いた特許文献３に記載の運動補助具では、アシスト力を伝達する補助力伝達部において弛みや湾曲、延びなどが発生することから、前述の特許文献１，２に記載の如き硬質の外骨格で使用者へ補助力を直接的に及ぼす補助装置に比して、使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことが難しいことが判った。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特許第４２００４９２号公報
【特許文献２】特開２０１０−１１０４６４号公報
【特許文献３】特開２０１３−２０８３９７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、上述の事情を背景に為されたものであって、その解決課題とするところは、柔軟性を有する補助力伝達部を用いて使用者の関節の動きにサポート力を及ぼすに際して、使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことを可能にする、新規な構造の運動補助装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の第１の態様は、柔軟性を有する帯状部材を含んで構成されて使用者の筋力による関節回りの屈曲運動をアシストする補助力を引張力として伝達する補助力伝達部と、該補助力伝達部の一方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ一方の部位に装着される第１の装着部と、該補助力伝達部の他方の端部に設けられて使用者の関節を挟んだ他方の部位に装着される第２の装着部と、該補助力伝達部に対して引張方向のアシスト力を及ぼす駆動手段と、該使用者の該関節の屈曲角度を検出する関節角度センサと、該関節角度センサの検出値に基づいて該駆動手段の作動タイミングを決定するアシストタイミングの制御手段とを、有する関節運動補助装置において、（ｉ）前記アシスト力の作用中において該補助力伝達部に作用する荷重が予め設定されたアシスト用目標値となるように前記駆動手段の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、（ｉｉ）前記アシスト力の非作用中において該補助力伝達部の弛みを解消するように前記駆動手段を作動させて該補助力伝達部にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが、設けられていると共に、前記補助力伝達部に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサが設けられており、該アシスト力制御手段と該弛み防止制御手段との少なくとも一方において、該荷重センサの検出値に基づいて、該補助力伝達部に作用する荷重が目標とする前記アシスト力又は前記バイアス力となるように該駆動手段の作動がフィードバック制御されるようになっていることを、特徴とする。
【０００９】
第１の態様に従う構造とされた関節運動補助装置では、補助力伝達部が柔軟性を有して変形を許容されていることにより、硬質な外骨格を有する運動補助具のように使用者の動作を過度に拘束することがない。それ故、使用者の自発的な動きによって筋力トレーニング効果が一層効果的に発揮されると共に、例えばアシスト力の作用方向とは異なる方向への外力等の外乱が作用した場合でも、使用者の自発的な動きが許容されて装用感の向上も図られる。
【００１０】
しかも、本態様の関節運動補助装置では、補助力伝達部から使用者の関節の屈曲部分へ及ぼされるアシスト力が荷重センサによって直接的に検出されるようになっている。そして、この荷重センサの検出値を用いて駆動手段がフィードバック制御されることから、柔軟性を有する補助力伝達部における弛みや湾曲、延びなどに起因するアシスト力の制御誤差が効果的に回避されて、使用者の関節部位に対して目的とするアシスト力を優れた精度と安定性をもって及ぼすことが可能になるのである。
【００１１】
特に本態様では、荷重センサの検出値に基づく駆動手段のフィードバック制御を、（ｉ）アシスト力の作用中と、（ｉｉ）アシスト力の非作用中との、両方において実行することが望ましいが、それらの何れか一方においてだけ実行することによっても、目的とするアシスト力の精度や安定性の向上効果が図られ得る。
【００１２】
すなわち、硬質の外骨格ではない可撓性の補助力伝達部では、弛み等が発生することから荷重センサでは特定条件下でしか正確な状態検出を行うことができない等という事情がある。それ故、可撓性の補助力伝達部を採用した前述の本出願人の先の出願である特許文献３に実施形態として記載された運動補助具では、関節の屈曲角度センサによって検出される関節角度に基づいて、電動モータによって補助力伝達部に作用せしめられるアシスト力をフィードフォワード的に制御するようになっていた。
【００１３】
ここにおいて、本態様では、可撓性の補助力伝達部に対して、敢えて弛み等を検出することができない荷重センサを組み合わせて採用したのであり、さらに、かかる荷重センサによって検出される補助力伝達部の特定条件下での検出値を、アシスト作用中又はアシスト非作用中において、特定のフィードバック制御に組み合わせて参照信号として利用することとしたのである。
【００１４】
その結果、この荷重センサの検出値を、例えば、（ｉ）アシスト力の作用中のフィードバック制御に採用することにより、使用者の関節の屈曲部分へ及ぼされるアシスト力を直接的に高精度に制御することが可能になるのであり、また、（ｉｉ）アシスト力の非作用中のフィードバック制御に採用することにより、補助力伝達部の弛みを精度良く解消してアシスト力の作用開始時における時間やアシスト力の時間遅れに起因する作動誤差の防止が図られ得るのである。
【００１５】
本発明の第２の態様は、第１の態様に係る関節運動補助装置において、前記補助力伝達部が、前記アシスト力の伝達方向である長さ方向の少なくとも一部において弾性変形可能な弾性部を有しているものである。
【００１６】
本態様の関節運動補助装置では、駆動手段により及ぼされる引張駆動力が第１の装着部と第２の装着部の間で補助力伝達部の弾性によって緩和される。それ故、使用者の関節等に対する衝撃的に及ぼされる急激な負荷や過大な負荷が軽減されて、使用者の一層の安全が図られ得る。
【００１７】
本発明の第３の態様は、第１又は第２の態様に係る関節運動補助装置において、前記駆動手段が、前記補助力伝達部に対して引張方向の牽引量を検出するエンコーダを備えていると共に、該エンコーダによる検出値に基づいて該駆動手段を作動制御して該補助力伝達部の牽引量を、予め設定された牽引量の目的値に導く牽引量制御手段が設けられているものである。
【００１８】
本態様の関節運動補助装置では、エンコーダの検出値に基づいて補助力伝達部の牽引量を制御することが可能になることから、荷重センサによるアシスト力のフィードバック制御と適宜に組み合わせることで、制御態様の自由化が図られ得る。例えば、アシストタイミングの制御手段により駆動手段の作動が開始されてから所定の牽引量に達するまで駆動手段を高速作動させることでアシスト力の立ち上がりを、荷重センサによるフィードバック制御よりもレスポンス良く高速化させ、その後に荷重センサによるフィードバック制御でアシスト力を高精度に管理することなども可能になる。また、荷重センサによるフィードバック制御でアシスト力を管理するに際して、併せて、エンコーダの検出値に基づいて補助力伝達部の牽引量の最大値を設定しておくことで、オーバーシュートによる過大なアシスト力の作用を防止したり、牽引量の許容範囲を設定することによりフィードバック制御が発散等の不安定な状態に至ることを未然に防止することなども可能になる。
【００１９】
本発明の第４の態様は、第１〜３の何れかの態様に係る関節運動補助装置において、前記アシスト力制御手段における前記アシスト用目標値が、前記関節の周期的な屈曲運動に対応した周期的な波形として与えられるものである。
【００２０】
本態様の関節運動補助装置では、関節の周期的な屈曲運動に対して効率的に作用し得るアシスト力を、容易に且つより安定して及ぼすことが可能になる。かかる関節の周期的な屈曲運動は、例えば肘などの特定の関節の屈曲を周期的に繰り返す筋力トレーニング運動などであっても良いが、左右の股関節を交互に周期的に屈曲させることとなる歩行運動も対象となる。
【００２１】
かかる歩行運動補助装置に本態様を適用するに際しては、左脚用と右脚用に一対のアシスト部材として、股関節を挟んだ大腿部側に装着される第１の装着部と腰部側に装着される第２の装着部が両端部分に設けられた補助力伝達部の左右一対が採用されて、それら左右の補助力伝達部に対してそれぞれアシスト力を及ぼす駆動手段と制御手段が採用されることとなる。そして、例えば、歩行方向の後方から前方へ送られる遊脚に対して、かかる遊脚の大腿部を持ち上げて前方へ送り出すための筋力を補助するタイミングと方向で、アシスト力が左右各脚部に対して交互に及ぼされるようにされる。
【００２２】
なお、このような歩行運動補助装置では、関節角度センサとして、使用者における左右の大腿骨の相対的な前後方向の開閉角度を検出するセンサを用いることも可能であるが、好適には、大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサが採用される。それにより、左右の脚毎に、股関節の角度に応じたサポート力を及ぼすことが可能になり、それ故、例えば歩行開始した際に踏み出す脚に対して一層速やかにサポート力を及ぼすことも可能になる。また、外乱によって一方の脚だけに突然に大きなサポート力が必要になった場合などにも、当該一方の脚に対してサポート力を解除するなどの速やかな対応を行うことも容易となる。
【００２３】
ここにおいて、本発明の第５の態様は、第１〜４の何れかの態様に係る関節運動補助装置において、前記使用者の関節が股関節とされて、前記関節角度センサが、前記使用者における該股関節の角度を検出するようになっていると共に、前記補助力伝達部が左右の各脚用に一対設けられており、該使用者における歩行運動に対して左右の脚部に対してそれぞれアシスト力を及ぼすようになっているものである。
【発明の効果】
【００２４】
本発明によれば、硬質の外骨格が不要とされて簡単な構造で製造が容易であると共に、使用者の動作を過度に拘束することなく使用者の歩行等の運動に際しての筋力をサポートすることで、例えば外乱等の作用時における使用者の自発的な転倒回避作動などを許容して筋力のトレーニング効果を安全に且つ有効に発揮し得る運動補助装置が実現され得る。
【００２５】
しかも、本発明では、可撓性の補助力伝達部に対して、敢えて弛み等を検出することができない荷重センサを組み合わせて採用して、アシスト作用中とアシスト非作用中との少なくとも一方において、各別の特定の態様をもって荷重センサの検出値に基づくフィードバック制御を実行させることとしたのであり、それによって、可撓性の補助力伝達部をもって、高精度で且つ安定したアシスト力を使用者に対して及ぼすことを可能と為し得たのである。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明の第一の実施形態としての関節運動補助装置を示す正面図。
【図２】図１に示された関節運動補助装置の背面図。
【図３】図１に示された関節運動補助装置の側面図。
【図４】図２に示された関節運動補助装置の背面図において、駆動装置の内部構造を示す図。
【図５】図１に示された関節運動補助装置のハードウェア構成の概要を示すブロック図。
【図６】本実施形態の関節運動補助装置による歩行運動に対するアシスト力の作用をモデル的に説明するための説明図。
【図７】本実施形態の関節運動補助装置の補助力伝達帯によって及ぼされるアシスト力の作用パターンを説明するためのグラフ。
【図８】本実施形態の関節運動補助装置における補助力伝達帯の歩行運動に伴う有効自由長の変化を示す説明図。
【図９】本実施形態の関節運動補助装置における作動制御の一態様を説明するための制御フロー図。
【図１０】図９に示された作動制御によって発揮されるアシスト力の実測結果（ａ）を、比較例（ｂ）と併せて示すグラフ。
【図１１】図１に示された関節運動補助装置による筋力サポート（アシスト）の効果を確認する実験結果を示すグラフ（ａ）および表（ｂ）。
【図１２】本発明の第二の実施形態としての関節運動補助装置を示す図であって、（ａ）が正面図、（ｂ）が背面図、（ｃ）が側面図。
【図１３】本発明の別の実施形態としての関節運動補助装置を示す図であって、（ａ）が正面図、（ｂ）が背面図、（ｃ）が側面図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。
【００２８】
図１〜３には、本発明に従う関節運動補助装置の第一の実施形態である歩行運動補助装置１０が示されている。歩行運動補助装置１０は、股関節の屈伸を補助するものであって、股関節を跨いで延びる左右一対の補助力伝達部としての補助力伝達帯１２，１２の両端部分に、使用者の股関節を挟んで大腿骨が位置する大腿部側に取り付けられる第１の装着部１４と、使用者の股関節を挟んで寛骨が位置する腰部側に取り付けられる第２の装着部１６とが、それぞれ設けられた構造を有している。そして、これら左右一対の補助力伝達帯１２，１２と、各第１の装着部１４，１４と、第２の装着部１６と、一対の駆動手段としての電動モータ１７，１７とで、左右一対のアシスト部材が構成されている。なお、図１〜３では、歩行運動補助装置１０が使用者の装着状態で図示されており、使用者の輪郭線が２点鎖線で示されている。また、以下の説明において、原則として、前面とは使用者の腹部側の面（正面）を、後面とは使用者の背部側の面（背面）を、上下とは鉛直上下方向である図１中の上下を、それぞれ言う。また、以下の説明において、「アシスト力」とは、歩行等の動作に必要とされる力を補う方向で作用する補助力のことをいう。
【００２９】
より詳細には、補助力伝達帯１２は、それぞれ可撓性の帯状体で形成された第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０を、金属製の連結金具２２で連結した構造とされている。これら第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０による構成部分は、何れも柔軟に変形可能とされている。
【００３０】
第１の牽引帯１８は、上下に延びる略帯状の布地等で形成されており、歩行運動補助装置１０の装着状態において使用者の大腿の前面を覆うように配設される。なお、第１の牽引帯１８の材質は、変形可能な軟質の薄材が好適であり、触感や耐久性，通気性などを考慮して、織布や不織布の他、皮革、ゴムシート，樹脂シート等が適宜に採用され得る。特に本実施形態の第１の牽引帯１８は、後述する電動モータ１７による引張力の作用方向となる長さ方向（図１中、上下方向）で弾性変形可能とされていることが好適であり、長さ方向において０．３ｋｇｆ／ｃｍ2 〜０．５ｋｇｆ／ｃｍ2 程度の弾性を有していることが望ましい。
【００３１】
また、第１の牽引帯１８の上端には、横長の略矩形枠形状の連結金具２２が取り付けられており、第１の牽引帯１８が連結金具２２を介して第２の牽引帯２０に連結されている。第２の牽引帯２０は、略一定の幅寸法を有する帯状であって、伸縮性の小さい繊維を用いた布地や皮革等により、ベルト状に形成されている。第２の牽引帯２０は、中間部分が連結金具２２に挿通されて第１の牽引帯１８と連結されることにより、補助力伝達帯１２が構成されている。なお、第２の牽引帯２０は、必ずしも伸縮性を抑えられたものでなくても良いが、補助力の作用衝撃を緩和して装用感を向上させると共に、使用者の自己意識による運動を過度に阻害しないように、第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０の少なくとも一方は弾性部とされて、前述の如き長さ方向の弾性変形が許容された弾性繊維等からなる伸縮性のあるものを採用することが望ましい。
【００３２】
また、補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８の下方には、第１の装着部１４が、一体的に設けられている。本実施形態では、第１の装着部１４が、膝関節を保護するために用いられるスポーツ用サポータ状とされており、例えば伸縮性を有する布地等で形成されて使用者の膝関節に巻き付けられ、面ファスナやスナップ，フック等で膝関節部分へ位置を固定された状態で装着されるようになっている。なお、第１の装着部１４は、第１の牽引帯１８と別体形成されて、接着や縫合などで後固着されていても良い。なお、第１の装着部１４には、使用者の膝頭に位置決めされる貫通孔２４が形成されることにより、膝関節の屈伸を妨げないように配慮されることが望ましい。
【００３３】
また、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０の両端部は、第２の装着部１６に取り付けられている。第２の装着部１６は、それぞれ腰部に装着される伝達帯支持ベルト２６と駆動装置支持ベルト２８を有しており、第２の牽引帯２０の一方の端部が伝達帯支持ベルト２６に取り付けられていると共に、他方の端部が駆動装置支持ベルト２８に取り付けられている。なお、第２の装着部１６は、使用者への装着状態でのフィッティング性能を向上させる等の目的で伝達帯支持ベルト２６と駆動装置支持ベルト２８を備えた構造となっており、両支持ベルト２６，２８は後面側で相互に連結されている。尤も、第２の装着部１６を単一の装着ベルト構造などをもって構成することも可能である。
【００３４】
伝達帯支持ベルト２６は、伸縮性の小さい帯状の布地で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ，フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、伝達帯支持ベルト２６には、リング状を呈する一対のガイド金具３０，３０が設けられており、伝達帯支持ベルト２６の腰部への装着状態において、腰部の左右両側に配置される。そして、一対の第２の牽引帯２０，２０の各一方の端部が、伝達帯支持ベルト２６の前面部分に対して、縫合や溶着、スナップやフック、面ファスナ等の手段を用いて取り付けられている。これら一対の第２の牽引帯２０，２０の各他方の端部が、一対のガイド金具３０，３０に挿通されて、後面側に回り込むようにして配されており、後述するように、それぞれ電動モータ１７，１７の駆動力が及ぼされるようになっている。
【００３５】
さらに、使用者への装着状態で左右の各大腿部に位置する部分には、それぞれ、股関節の屈曲角度として大腿部の傾斜角度を検出する関節角度センサ３２，３２が設けられている。この関節角度センサ３２は、関節の屈曲角度を計測し得るものであれば良く、具体的なセンサの種類や構造、装着位置などは限定されるものでない。例えば、前述の特許文献３に記載されているように誘電性の弾性材で形成された誘電体層の両面に導電性の弾性材で形成された一対の電極膜を設けた静電容量型センサを採用して、腰部から大腿部の体側面に沿って配設することも可能である。
【００３６】
本実施形態では、ジャイロセンサが、関節角度センサ３２，３２として採用され、例えば左右の各第１の牽引帯１８，１８に対して固定的に取り付けられて支持されている。かかるジャイロセンサは、大腿部の傾斜角度を検出することで略鉛直状態に保持される腰部側の寛骨に対する股関節の屈曲角度を検出するものとして、公知のものが採用され得る。
【００３７】
例えば、かかる関節角度センサ３２としてのジャイロセンサとしては、一般的なＭＥＭＳ（Ｍｉｃｒｏ  Ｅｌｅｃｔｒｏ  Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍ）センサであって、直交３軸回りの回転の角速度を検出可能な三軸角速度センサなどが採用され得る。また、ジャイロセンサと併せて、加速度センサを大腿部に装着して、両センサの検出信号を併せて演算処理することで検出精度の向上や情報の高度化を図ることも可能である。例えば、ジャイロセンサによる傾斜方向の検出値における基準方向を、加速度センサで適宜に較正することにより、基準方向の誤差の累積を回避することも可能であり、また、加速度センサで検出される重力方向（鉛直方向）に対して、ジャイロセンサで検出される大腿部の角速度を、演算装置によって積分演算することで、大腿部の三次元の傾斜方向を時間軸を含む四次元数で求めることも可能となる。更にまた、ジャイロセンサにおけるノイズ等による検出誤差を軽減するために、センサフュージョンアルゴリズムとしてのフィルタ手段等を採用することも可能である。なお、ジャイロセンサに必要とされる電源や演算装置などは、駆動装置支持ベルト２８に装着するほか、伝達帯支持ベルト２６などに装着しても良い。
【００３８】
更にまた、補助力伝達帯１２には、引張方向に作用する荷重（応力）を直接に検出する荷重センサ３４が設けられている。かかる荷重センサ３４は、補助力伝達帯１２を構成する第１の牽引帯１８や第２の牽引帯２０の長さ方向の中間部分に装着されるほか、それら第１の牽引帯１８や第２の牽引帯２０の長さ方向の端部における他部材への取付部や連結部などに装着することもできる。
【００３９】
採用する荷重センサ３４の種類も、補助力伝達帯１２に作用する荷重を検出し得るものであれば良く、ロードセルにより荷重を直接に電圧値に変換して出力する荷重センサが好適に採用され得て、磁歪式や静電容量式、ジャイロ式、ひずみゲージ式などのロードセルのほか、バネ等の弾性体を用いた荷重センサなども採用可能である。
【００４０】
なお、補助力伝達帯１２に荷重センサ３４を装着するに際して、補助力伝達帯１２に作用する全ての荷重が荷重センサ３４に入力される態様で装着するほか、一部の荷重が荷重センサ３４に入力される態様で装着するようにしても良い。例えば、前者の態様としては、補助力伝達帯１２の長さ方向の一部を荷重センサ３４で置換する等して補助力伝達帯１２に対する引張方向力が荷重センサ３４を介して作用せしめられるようにしても良い。また、後者の態様としては、伸縮可能な材質からなる補助力伝達帯１２の表面に荷重センサ３４を固着しても良い。
【００４１】
また、補助力伝達帯１２に対して荷重を及ぼす電動モータ１７に荷重センサ３４を設けることにより、補助力伝達帯１２に及ぼされる引張方向の力を入力側で検出することも可能である。具体的には、例えば電動モータ１７に対する給電回路において電流値を検出することにより、補助力伝達帯１２に及ぼされる引張力を電動モータ１７の駆動トルクとして、かかる電流値によって検出する荷重センサ３４を構成することも可能である。
【００４２】
一方、駆動装置支持ベルト２８は、図１〜３に示されているように、伝達帯支持ベルト２６と同様に、伸縮性の小さい帯状の布地等で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ、フック等で連結されることにより、使用者の腰部に対して位置を略固定されて装着される。また、駆動装置支持ベルト２８は、背面部分が正面部分よりも下方まで延び出して大きな面積を有しており、その背面部分に駆動装置３８が装着されている。
【００４３】
駆動装置３８は、図４に示されているように、駆動源としての左右一対の電動モータ１７，１７と、それら一対の電動モータ１７，１７によって回転駆動される左右一対の回転軸４２，４２と、電動モータ１７，１７に電力を供給するバッテリ等の電源装置４４と、関節角度センサ３２，３２の検出結果に基づいて電動モータ１７，１７を作動制御する制御装置４６とを含んで構成されている。
【００４４】
各電動モータ１７は、好適には回転位置を検出して正逆両方向の回転量を制御することができるサーボモータ等が採用される。そして、電源装置４４からの通電によって駆動される電動モータ１７の駆動軸４８における回転駆動力が、適宜の減速歯車列を介して、回転軸４２に伝達されるようになっている。回転軸４２は、周方向への回転を許容されるように支持されたロッド状の部材であって、その外周面に第２の牽引帯２０の他方の端部が固定されて巻き付けられている。これにより、第２の牽引帯２０の他方の端部は、駆動装置３８を介して駆動装置支持ベルト２８に取り付けられており、以て、補助力伝達帯１２が股関節を跨いで配設されている。
【００４５】
そして、回転軸４２が電動モータ１７の駆動軸４８から及ぼされた駆動力によって周方向一方に回転させられることにより、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０が回転軸４２に巻き取られる。これにより、電動モータ１７による駆動力が補助力伝達帯１２の長さ方向（第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０の長さ方向）に伝達されて、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に引張力として及ぼされる。
【００４６】
なお、第２の牽引帯２０は、連結金具２２を動滑車のようにして折り返されていることから、第２の牽引帯２０に及ぼされる電動モータ１７の駆動力は、増大されると共に引張方向を変換されて、第１の牽引帯１８の長さ方向に作用せしめられることとなる。また、電動モータ１７として、エンコーダとしてのロータリエンコーダ５０を備えたサーボモータ等を採用することにより、電動モータ１７によって補助力伝達帯１２に及ぼされる引張方向の牽引量としての巻取量を直接的に検出することができる。これにより、ロータリエンコーダ５０による検出値に基づいて電動モータ１７を作動制御せしめて補助力伝達帯１２の牽引量を所望の値に制御する、牽引量制御手段を設けることができる。そして、以下に説明する引張力による制御に加えて、巻取量による制御を併せて採用することで、制御の信頼性の向上等も図られ得る。
【００４７】
一方、回転軸４２が電動モータ１７によって周方向他方に回転させられると、回転軸４２による補助力伝達帯１２の巻き取りが解除されて送り出され、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間で引張力が解除される。
【００４８】
尤も、電動モータ１７の逆回転は必須でなく、電動モータ１７への給電を停止して、電動モータ１７の出力軸をフリーにすることで、補助力伝達帯１２の引き出しが自由に許容され得る状態にすることにより、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間での引張力を解除しても良い。これによれば、使用者の筋力による動作に伴って、補助力伝達帯１２が過度に弛むことなく、動作の抵抗となる程の張力をもたないで、歩行動作に対して容易に追従して送り出されるようにすることが可能になる。
【００４９】
また、電動モータ１７の制御は、電源装置４４から電動モータ１７への通電の有無や通電方向（駆動軸４８の回転方向）が制御装置４６によって制御されることで実行されている。制御装置４６は、関節角度センサ３２の検出結果（出力信号）などに基づいて使用者の股関節の屈曲運動および伸展運動などを検出して、検出した股関節の運動に応じて電動モータ１７への給電を制御する。これにより、電動モータ１７の駆動力に基づいて第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に及ぼされる引張力が、制御装置４６によって調節されるようになっている。
【００５０】
ここにおいて、本実施形態では、制御装置４６が、以下の３つの制御手段を併せ備えており、それら３つの制御を実行するようになっている。
（Ｉ）電動モータ１７の巻取作動により補助力伝達帯１２に引張力を及ぼして、歩行時の脚部筋力を補助するアシスト力を作用させるに際して、関節角度センサ３２で検出される股関節の屈曲角度の値に基づいて駆動手段の作動タイミングとして、電動モータ１７の巻取作動の開始タイミングを決定するアシストタイミング制御手段。
（ＩＩ）上記（Ｉ）に記載のアシスト力の作用中において、補助力伝達帯１２に作用する荷重が、予め設定されたアシスト力の目標値となるように、電動モータ１７の出力レベルを荷重センサ３４の検出値に基づいてフィードバック制御して調節するアシスト力制御手段。
（ＩＩＩ）上記（Ｉ）に記載のアシスト力が作用していない非作用中において、補助力伝達帯１２に作用する荷重が、該補助力伝達帯１２の弛みを解消し得るように予め設定されたバイアス力の目標値となるように、電動モータ１７の出力レベルを荷重センサ３４の検出値に基づいてフィードバック制御して調節する弛み防止制御手段。
【００５１】
すなわち、制御装置４６による電動モータ１７，１７の制御手段は、関節角度センサ３２によって検出される左右の股関節角度の検出値や、荷重センサ３４によって検出される左右の補助力伝達帯１２の引張荷重の検出値を参照信号とし、予め設定されたアシストタイミングやアシスト力、バイアス力に対応した電動モータ１７，１７の制御条件を満足するように、携帯型のバッテリ等の二次電池からなる電源装置４４から電動モータ１７，１７への電力供給を実行するようになっている。
【００５２】
具体的には、例えば図５にハードウェアの機能ブロック図が示されているように、かかる制御装置４６は、ＲＯＭやＲＡＭ等の記憶手段を備えたコントローラ５２と、かかるコントローラ５２からの指令値に従って電源装置４４から電動モータ１７，１７へ電力を給電するドライバ５４を含んで構成されている。即ち、制御装置４６は、予め制御用プログラムが記憶されており、左右のジャイロセンサからなる関節角度センサ３２，３２から得られる関節角度の検出値と、左右の荷重センサ３４，３４から得られる補助力伝達帯１２に及ぼされている引張荷重の検出値とに基づいて、前述の（Ｉ）アシストタイミング制御手段、（ＩＩ）アシスト力制御手段、（ＩＩＩ）弛み防止制御手段の各機能を実現するようになっている。なお、本実施形態では、左右の電動モータ１７，１７への給電制御が各別に制御されることで、左右の脚に及ぼされるアシスト力が各別に独立して制御され得るようになっている。
【００５３】
（Ｉ）アシストタイミング制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置４６のＲＯＭやＲＡＭに予め記憶されたアシストタイミング制御用のプログラムに従って、制御装置４６は左右の関節角度センサ３２，３２から出力される股関節角度を参照信号として、かかる股関節角度が、記憶手段（５２）に予め記憶された給電開始の股関節角度に達した場合には、アシスト開始の信号を発して、電源装置４４から電動モータ１７への給電を開始する。なお、アシストタイミング制御手段による制御は、例えば、左右の関節角度センサ３２，３２から出力される股関節角度が所定周期で変化することなどにより歩行状態であると判定されることを条件として実行されることとなる。
【００５４】
（ＩＩ）アシスト力制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置４６のＲＯＭやＲＡＭに予め記憶されたアシスト力制御用のプログラムに従って、制御装置４６は左右の荷重センサ３４，３４の出力値として得られる引張荷重を参照信号として、かかる引張荷重が、記憶手段（５２）に予め記憶されたアシスト用目標値となるように電源装置４４から電動モータ１７への給電を制御する。なお、アシスト用目標値は、例えばアシスト開始時を起点として、所定時間に亘って経時的に変化するパターンをもって与えられることが望ましく、経時変化するマップデータや時間軸上の関数値などとして設定され得る。また、アシスト力制御手段による制御は、例えば歩行状態を前提としてアシストタイミング制御手段でアシスト開始の信号が発せられたことを条件として実行されることとなる。
【００５５】
（ＩＩＩ）弛み防止制御手段は、ハードウェアおよびソフトウェアにより例えば次のように構成される。即ち、制御装置４６のＲＯＭやＲＡＭに予め記憶された弛み防止制御用のプログラムに従って、制御装置４６は左右の荷重センサ３４，３４の出力値として得られる引張荷重を参照信号として、かかる引張荷重が、記憶手段（５２）に予め記憶された弛み防止用目標値となるように電源装置４４から電動モータ１７への給電を制御する。なお、弛み防止用目標値は、例えば歩行に際して使用者が違和感を覚えない程度の略一定の大きさをもって与えられることが望ましい。また、弛み防止制御手段による制御は、例えば歩行状態を前提として、アシスト力制御手段による引張荷重の制御が終了した時点から、アシストタイミング制御手段で次のアシスト開始の信号が発せられるまでの間に亘って連続的に実行されることとなる。
【００５６】
そして、これら（Ｉ）アシストタイミング制御手段、（ＩＩ）アシスト力制御手段、（ＩＩＩ）弛み防止制御手段を用いて、制御装置４６で電動モータ１７，１７が作動せしめられることにより、使用者の歩行運動に際して、補助力伝達帯１２，１２を通じてアシスト力が股関節回りの運動補助力として作用せしめられて、歩行補助が行われるようになっている。特に本実施形態では、歩行時に遊脚を前方へ振り出す際のアシスト作用が実行されることとなる。
【００５７】
すなわち、人の歩行は、図６にモデル図が示されているように、左右一対の脚Ｘ，Ｙを交互に前方に振り出して前後へ周期的に動かすことによって行われる。この歩行動作において、歩行面の傾斜等による歩行抵抗に抗して重心を前方に移動させる運動エネルギーを維持するために、接地した脚Ｘの筋活動で与えられる体重支持等のエネルギーだけでなく、地面から浮いた遊脚Ｙの運動も重要な役割を担っている。具体的には、歩行に際して後方に延びた方の脚は、人の重心より後方で爪先が地面から離れて遊脚Ｙとなり、前方に延びた方の脚Ｘだけが接地した片脚立脚の状態で歩行が進められる。一方、地面から浮いた遊脚Ｙは、歩行に際して後方に大きく延び出した状態で地面から浮き、遊脚Ｙに作用する重力も利用して、人の重心より後方から股関節まわりの揺動により前方へ振り出される。この遊脚Ｙの振り出しによる振子運動が、重心を前方に進める運動エネルギーとしても作用する。
【００５８】
ところが、加齢等による歩行能力低下者では、歩幅も小さく速度も小さいことから、かかる遊脚Ｙが後方で浮いた際にも十分な重力が作用し得ずに遊脚Ｙの振子運動による効果が発揮され難くなる。その結果、歩行能力低下者は、スムーズな歩行ができなくなり、歩行自体が苦痛となって歩行しなくなることで、脚筋力の更なる低下が進んでしまうと考えられる。ここにおいて、本実施形態の歩行運動補助装置１０では、遊脚Ｙに対して振子運動をサポートするように、適切なタイミングで遊脚Ｙに補助的にアシスト力Ｆを及ぼすことにより、遊脚Ｙの振子運動を促進することで、使用者の歩行にリズムを持たせると共に効率化させる。特に、地面から浮いた遊脚Ｙに対してアシスト力Ｆを及ぼすものであるから、小さい力で遊脚Ｙを効率的に変位運動させて歩行を補助することができると共に、接地して体重を支える接地脚Ｘでは、使用者自身の筋力が主体的に使用されることで、筋力も効果的にトレーニングされ得る。
【００５９】
かかるアシスト力Ｆは、電動モータ１７で補助力伝達帯１２を通じて引張力として使用者の股関節まわりに及ぼされることとなるが、その作用力の経時的パターンの一例を、図７に示す。即ち、歩行に際しては、関節角度センサ３２により周期的な股関節の変化パターンが検出されることから、前記（Ｉ）アシストタイミング制御手段によりアシスト開始のタイミングを決定し、アシスト開始時点からアシスト終了時点に至るまでの間、アシスト力Ｆの大きさを適切に調節しつつ、遊脚Ｙに及ぼすようにされる。
【００６０】
なお、アシスト終了時点は、例えばアシスト開始時点から予め設定された時間が経過するまでの間として時間設定することも可能であり、また、関節角度センサ３２の股関節の検出値が予め設定された角度値に至るまでの間として設定することなども可能である。また、アシスト開始時点からアシスト終了時点までのアシスト力Ｆの作用期間Ｔは、一般に歩行時に後方に延びた脚が地面を離れて遊脚となるのと略同じ時点から前方に振り出されて着地するより少し前の期間、即ち離陸した遊脚となっている期間よりも僅かに短い期間で設定されるのが好ましい。
【００６１】
また、目的とするアシスト力Ｆの大きさは、歩行に違和感を抱かせることを回避しつつ、効率的に歩行補助を行い得るように、例えば遊脚が後方から前方へ向けて振り出される初期のタイミングでは大きな力を発揮する一方、前方に振り出された後は着地を妨げないように次第に力が小さくなるように設定されることが望ましい。具体的には、ピーク地点がアシスト力Ｆの作用期間Ｔの中央より前半部分にある山形のプロファイルをもって、好適に設定され得る。そして、目的とするアシスト力は、遊脚Ｙから接地脚Ｘ、または接地脚Ｘから遊脚Ｙへの股関節の周期的な屈曲運動に対応して、山形プロファイルが所定時間の間隔をもって繰り返されるものであり、即ち周期的な波形プロファイルとして表すことができる。
【００６２】
しかも、本実施形態では、補助力伝達帯１２を通じて脚へ及ぼされるアシスト力Ｆの大きさが、補助力伝達帯１２に装備されたロードセル３４で直接に検出され、その検出値に基づいて目的とするアシスト力Ｆの大きさとなるように電動モータ１７がフィードバック制御される。それ故、図７に例示される如き目的とするアシスト力の大きさが高精度に発揮され得るのである。
【００６３】
一方、図８にモデル的に示されているように、補助力伝達帯１２の上端部分の使用者に対する装着位置を支点Ａとし、使用者における股関節位置を支点Ｂとし補助力伝達帯１２の下端部分の使用者に対する装着位置を支点Ｃとすると、補助力伝達帯１２が掛け渡される部分の長さに相当する△ＡＢＣにおける辺ＡＣの長さは、歩行に際しての股関節の角度θの変化に伴って変化する。なお、図８中の点Ｏは、支点Ａを通る水平線と支点Ｂを通る鉛直線との交点である。また、支点Ａの位置は、第２の牽引帯２０の一方の端部における伝達帯支持ベルト２６への取付位置と該第２の牽引帯２０が挿通されたガイド金具３０との略中間位置となる。
【００６４】
それ故、上述の如き電動モータ１７によって補助力伝達帯１２が巻き取られて張力によるアシスト力が作用制御されている状況以外では、電動モータ１７が作動せずに補助力伝達帯１２が一定長さで放置されていると、補助力伝達帯１２には、歩行に伴って弛みや過度の引張が発生してしまう。
【００６５】
そこで、本実施形態では、アシスト力の非作用中、（ＩＩＩ）弛み防止制御手段で電動モータ１７を制御することにより、補助力伝達帯１２に対して略一定の小さな引張力が弛み防止力として及ぼされた状態に保たれる。この弛み防止の制御に際しては、補助力伝達帯１２の引張応力を直接に検出するロードセル３４の検出値を参照信号して、かかる検出値が目的とする一定の引張力となるように電動モータ１７がフィードバック制御される。
【００６６】
このような弛み防止制御が実行されることで、図７に示されているように、アシスト力Ｆの作用期間Ｔを除く実質的に全期間に亘って、補助力伝達帯１２には所定のバイアス力（小さな引張力）が作用せしめられる。そして、このようにして補助力伝達帯１２の弛みが常時防止されることにより、例えば（Ｉ）アシストタイミング制御手段によりアシストが開始された時点で、（ＩＩ）アシスト力制御手段に設定されたアシスト力Ｆを作用させるに際して、電動モータ１７の作動に伴って補助力伝達帯１２による引張力が直ちに立ち上がる。それ故、目的とするアシスト力が殆ど時間遅れなく、遊脚に作用せしめられることとなり、歩行に好適なパターンでアシスト力を精度良く遊脚に及ぼすことが可能になる。
【００６７】
特に本態様では、アシスト力Ｆの作用中も（ＩＩ）アシスト力制御手段により補助力伝達帯１２の引張応力がロードセル３４の検出値で直接にフィードバック制御されることから、アシスト力Ｆの作用開始時における速やかな立ち上がりに加えて、アシスト力Ｆの不足やオーバーシュート、更には発散などの制御不具合も効果的に防止され、目標値への高精度な追従性が併せて達成され得るのである。
【００６８】
因みに、本実施形態の歩行運動補助装置１０による上述の如き歩行アシスト制御の全体の流れを、一つの制御態様を示す図９のフロー図に従って説明する。
【００６９】
先ず、ステップＳ１で制御が開始されると、ステップＳ２の初期化工程においてジャイロセンサ３２やロードセル３４について原点出しなどのセンサ校正を行ってから、ステップＳ３で弛み防止用として補助力伝達帯１２にバイアス力を及ぼす制御に際して目標値とされるロードセル３４のバイアス力を設定すると共に、ステップＳ４で歩行時の筋力を補助するアシスト力のパターン（図７に示される如きアシスト力の大きさの経時的な変化プロファイル）を設定する。
【００７０】
その後、ステップＳ５以下において、電気モータ１７の駆動制御を実行してアシスト作動を開始する。なお、以下の電気モータ１７の制御は、対象となる左右の脚の一方毎に交互に実施されても良いし、左右の脚の各別に独立した制御系を備えていても良い。
【００７１】
すなわち、ステップＳ５において、左右のジャイロセンサ３２，３２から左右脚における股関節角度の検出値を取得すると共に、左右のロードセル３４，３４から左右の補助力伝達帯１２，１２の引張力の検出値を取得し、角度信号やアシスト力信号として制御装置４６のＲＡＭに記憶する等の信号処理を行う。続くステップＳ６において、ステップＳ５で得られた左右のジャイロセンサ３２，３２の検出結果に基づいて左右脚の周期的な股関節角度の変化を検出して、装用者の現状態を把握する。
【００７２】
そして、ステップＳ７において、装用者の現状態が歩行状態か否かを判定し、歩行状態でないと判断されると、ステップＳ８において、前記ステップＳ３で設定されたバイアス力を制御目標値に設定した後、ステップＳ９が実行され、かかる制御目標値が補助力伝達帯１２の引張力となるように、ロードセル３４の検出値を参照信号として、電気モータ１７が作動制御されることで、補助力伝達帯１２において一定の弛み防止力（バイアス力）が及ぼされる。
【００７３】
また、ステップＳ１０において、電源からの給電を遮断するスイッチ等からの入力によってアシスト制御作動が終了したと判定されるまでの間、上記ステップＳ５〜Ｓ９の制御が、所定間隔で繰り返して実行されることにより、歩行が開始されるまでの間は、上記一定の弛み防止力が及ぼされた状態に保たれることとなる。
【００７４】
一方、ステップＳ７において、装用者の現状態が歩行状態であると判定されると、ステップＳ１１に進み、ジャイロセンサ３２で検出される股関節の角度の検出値に基づいてアシスト力の作用期間Ｔ（図７参照）であるか否かが判定される。そして、アシスト力の作用期間Ｔで無いと判定されると、ステップＳ１２において、ジャイロセンサ３２で検出される股関節の角度が予め設定されたアシスト開始の角度値に達したか否かが判定される。
【００７５】
股関節の角度検出値が、未だアシスト開始点に達していないと判定された場合には、ステップＳ８に進み、上述の弛み防止力（バイアス力）を生ぜしめるための制御ループに戻る。
【００７６】
これに対して、前記ステップＳ１１において、アシスト力の作用期間Ｔ（図７参照）でアシスト力の作用中であると判定されると、ステップＳ１３に進み、アシスト力の作用期間Ｔの終了前か否かが判定される。なお、アシスト力の作用期間Ｔの終了は、前記ステップＳ４で入力される、例えばアシスト開始時点からアシスト終了までの時間データや、アシスト終了と判定される股関節角度の値などによって判定することができる。
【００７７】
そして、ステップＳ１３において、アシスト期間Ｔの終了前と判定された場合、および前記ステップＳ１２においてアシスト期間Ｔが開始されたと判定された場合には、ステップＳ１４に進んでアシスト力の発生制御が行われる。それには、先ず、ステップＳ１４において、前記ステップＳ４で入力されたアシスト力のパターンを利用して、現時点におけるアシスト力を求めて決定し、目標値に設定する。その後、ステップＳ９に進み、かかる制御目標値が補助力伝達帯１２の引張力となるように、ロードセル３４の検出値を参照信号として、電気モータ１７が作動制御されることで、補助力伝達帯１２においてアシスト力が及ぼされる。
【００７８】
そして、ステップＳ１０でアシスト制御作動が終了したと判定されるまでの間、上記ステップＳ１１〜Ｓ１４を含む制御が、所定間隔で繰り返して実行されることにより、アシスト期間Ｔの間、予め設定されたアシスト力のパターンでアシスト力の制御が実行されることとなる。なお、ステップＳ１３において、アシスト期間Ｔが終了したと判定された場合には、ステップＳ１２において未だアシスト開始点に達していないと判定された場合と同様に、ステップＳ８に進み、上述の弛み防止力（バイアス力）を生ぜしめるための制御ループに戻る。
【００７９】
上述の如き、電動モータ１７のフィードバック制御によるバイアス力およびアシスト力の制御作動は、ステップＳ１０でアシスト制御作動が終了したと判定されて、ステップＳ１５に至って終了するまで継続される。
【００８０】
上述の如き本実施形態の歩行運動補助装置１０を装用すれば、股関節を屈曲する際に必要とされる力の一部が、電動モータ１７の発生力に基づいて補助力伝達帯１２，１２の引張力として使用者の脚に及ぼされるアシスト力によって補われることとなる。それ故、例えば、歩行時に股関節を屈曲して後足を前方に運ぶ動作をする際に、小さな筋力で目的とする動作を行うことが可能となり、加齢や傷病によって使用者が動作を行うための充分な筋力を備えていない場合にも、目的とする歩行動作をスムーズに行うことができて、使用者の活動が制限されるのを防ぐことが可能となる。
【００８１】
また、電動モータ１７の発生駆動力をアシスト力として使用者の脚部に伝達する経路上に設けられた補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８が可撓性とされており、より好適には力の伝達方向で弾性変形可能とされている。これにより、電動モータ１７の発生駆動力は、第１の牽引帯１８の可撓変形や弾性によって緩和されてから、使用者の脚部に及ぼされる。それ故、電動モータ１７の発生駆動力が剛性の骨格構造からなる伝達系でダイレクトに伝達される場合に比して、使用者の関節等への負荷が軽減されて、筋を痛める等といった問題が生じるのを防ぐことができる。
【００８２】
因みに、本実施形態に従う構造とされた歩行運動補助装置１０を実際に健常者に装着して歩行をサポートする実験を行い、（１）電動モータ１７のフィードバック制御によるアシスト力の制御精度の確認と、（２）歩行のサポート効果の確認とを、行った。
【００８３】
先ず、（１）については、アシスト力Ｆのパターンとして山形の目標値プロファイルを設定して歩行態様が異なる３者について制御を実行した場合に、ロードセル３４で検出される引張力を検出することによって評価した。図１０（ａ）に示すように、図９に示されたフィードバック制御系を有する本実施例では、何れのケースでも、目標とするアシスト力が安定して発揮されていることがわかる。一方、フィードバック制御系を備えておらず、フィードフォワード的な制御を行った比較例では、図１０（ｂ）に示すように、目標のアシスト力を安定して得ることが難しく、目的とする歩行アシストの効果を十分に得ることが難しかった。
【００８４】
また、（２）については、（１）の実験で採用した実施例と比較例の各制御系を備えた歩行振動補助装置を使用者に装着して、同じ条件下で所定時間の歩行を行った際の酸素消費量を測定することによって行った。図１１（ａ），（ｂ）に示すように、図９に示されたフィードバック制御系を有する本実施例では、かかるフィードバック制御系を備えない比較例に比して、装用状態での酸素消費量が抑えられており、歩行運動のサポート機能が一層有効に発揮されていることがわかる。
【００８５】
次に、図１２（ａ）〜（ｃ）には、本発明に従う関節運動補助装置の第二の実施形態である歩行運動補助装置５６が示されている。本実施形態では、補助力伝達部としての補助力伝達帯５８が、使用者の左右の大腿骨の各前方において股関節を跨いで略上下方向に直線的に延びる構造とされている。そして、左右の各補助力伝達帯５８の下端部が、使用者の大腿部側に装着される第１の装着部６０に取り付けられると共に、左右の各補助力伝達帯５８の上端部が、使用者の腰部側に装着される第２の装着部６２に取り付けられている。なお、以下の説明において、前記第一の実施形態と実質的に同一の部材または部位には、図中に、前記第一の実施形態と同一の符号を付すことにより詳細な説明を省略する。
【００８６】
すなわち、前記第一の実施形態では、連結金具２２で相互に連結された第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０とによって補助力伝達帯１２が構成されていた。これに対して、本実施形態における補助力伝達帯５８，５８は、直線的に延びる実質的に単一のベルト構造をもって構成されている。
【００８７】
なお、第１の装着部６０は、前記第一の実施形態における第１の装着部（１４）と同様に、大腿部の下端側において膝関節付近に巻き付けられて装着されるベルト状となっている。一方、前記第一の実施形態では第２の装着部１６が伝達帯支持ベルト２６と駆動装置支持ベルト２８との分割構造とされていたが、本実施形態における第２の装着部６２は、腰部付近に巻き付けられて装着される一つのベルト構造とされている。
【００８８】
そして、このように所定長さのベルト状とされた第１の装着部６０と第２の装着部６２は、使用者に巻き付けられて面ファスナ等で固定されることにより、使用者の膝部付近と腰部付近において実質的に位置固定に装着されるようになっている。
【００８９】
さらに、左右の第１の装着部６０，６０には、左右の大腿部の前方に配される補助力伝達帯５８，５８の下端部が、それぞれ、接着や溶着、縫い付けなどによって固着され又は一体的に形成されることによって取り付けられている。そして、第１の装着部６０は、使用者への装用状態で、体前面において膝付近から上方に向かって延びるように配されるようになっている。
【００９０】
一方、第２の装着部６２には、使用者への装用状態で体前面において左右脚の股関節の各上方に位置する部位に、駆動手段としての左右一対の電動モータ６４，６４が固定的に取り付けられている。また、これら電動モータ６４，６４には、それぞれ、回転力が及ぼされる回転軸が略水平方向に延びるように設けられている。そして、各回転軸に対して、補助力伝達帯５８，５８の上端部が固定されて巻き付けられている。そして、電動モータ６４の回転駆動力が回転軸に及ぼされることにより、補助力伝達帯５８の上端が巻き取られて、補助力伝達帯５８の有効長が短くされることで、引張方向の外力が補助力伝達帯５８を通じて第１の装着部６０へ及ぼされるようになっている。
【００９１】
なお、電動モータ６４，６４に対する給電を制御して、補助力伝達帯５８によって使用者へ及ぼされるアシスト力をコントロールするための電源装置４４と制御装置４６は、前記第一の実施形態と同様に、第２の装着部６２の背面側に設けられている。
【００９２】
また、左右の補助力伝達帯５８，５８には、それぞれ、長さ方向の中間部分に位置して、荷重センサ３４，３４が装着されている。かかる荷重センサ３４は、例えば補助力伝達帯５８の分断箇所に介在させて、補助力伝達帯５８の分断部を荷重センサ３４を介して連結することで、補助力伝達帯５８に及ぼされる引張荷重の全てが荷重センサ３４に及ぼされるようにすることができる。なお、補助力伝達帯５８の表面に荷重センサ３４を貼着したり、補助力伝達帯５８の幅方向の一部だけを分断させてそこに荷重センサ３４を介在させたりすることで、補助力伝達帯５８に及ぼされる引張荷重の一部が荷重センサ３４に及ぼされるようにしても良く、歩行等に際して補助力伝達帯５８に作用する引張荷重の変化量を荷重センサ３４で検出できれば良い。
【００９３】
更にまた、本実施形態では、関節角度センサ３２，３２の取付けに際して、補助力伝達帯５８，５８とは別体の固定バンド６６，６６が採用されている。即ち、使用者の大腿部に対して固定的に装着される固定バンド６６を採用して、かかる固定バンド６６に関節角度センサ３２を取り付けて支持せしめることにより、関節角度センサ３２を大腿部の後面側に固定的に取り付けるようになっている。なお、固定バンド６６としては、ゴム等の弾性による巻き付けベルトや、面ファスナによる締め付けベルトなどの適宜の装着構造が採用可能である。また、関節角度センサ３２の取付位置は、大腿部の傾斜角度を検出できれば良く、使用者の動きや補助力伝達帯５８の作動などに支障がない範囲で任意に設定可能である。
【００９４】
このような本実施形態の歩行運動補助装置５６においても、前記第一の実施形態における歩行運動補助装置１０と同様に作動して、同様な効果が発揮され得る。特に、前記第一の実施形態に比べて、補助力伝達帯５８，５８が単一のベルト構造とされていることから、第一の実施形態に比して補助力伝達帯の電動モータによる引張駆動抵抗の軽減等が図られて、電動モータ６４，６４の回転駆動力を歩行に伴う大腿部の前後方向への揺動的な動きに際してのアシスト力として、より効率的に作用せしめることが可能になる。
【００９５】
また、前記実施形態に比べて、補助力伝達帯５８，５８を通じて引張力を及ぼすに際しての電動モータによるベルトの巻取量も少なくできることから、補助力伝達帯５８を介して及ぼされるアシスト力やバイアス力を、電動モータ６４によって一層ダイレクトにコントロールすることも可能になる。
【００９６】
以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、本発明はその具体的な記載によって限定されない。例えば、第１の装着部は、膝関節よりも上方の大腿部に装着することも可能であり、それによって装置のコンパクト化が実現可能となる。尤も、本発明の関節運動補助装置は、股関節まわりの運動補助に限定されるものでなく、例えば肘や肩などの関節まわりの運動補助にも適用可能である。具体的には、例えば使用者が腕立て伏せや肩まわしなどの周期的な関節の屈曲を伴うリハビリ運動を行う場合に、歩行と同様にアシスト力を及ぼして運動補助を行うことができる。
【００９７】
また、制御装置や電源装置等の装着位置は限定されるものでなく、例えば通電用リード線によって接続された独立構造として使用者の衣服のポケットに収容したり、使用者の肩にかけたり等して装着することも可能である。ウォーキングマシンを使用するなどして場所を移動しない運動に対してアシスト力を及ぼす場合には、設置バッテリや家庭用電源のコンセントなどから給電することも可能である。
【００９８】
更にまた、補助力伝達部は、必ずしも全体が可撓性（柔軟性）を有するものに限定されず、部分的であれば金属や合成樹脂等で形成された硬質な部分があっても良い。更に、補助力伝達部に弾性を付与するに際しても、補助力伝達部の全体が力の伝達方向で弾性変形可能とされていても良いし、補助力伝達部が力の伝達方向での弾性変形を部分的に許容されていても良い。
【００９９】
また、関節角度センサの取付位置は、対象となる関節の屈曲角度を測定し得る位置であれば、特に限定されない。即ち、前記第二の実施形態のように、大腿部の後ろ側に関節角度センサを装着する必要はなく、例えば図１３（ａ）〜（ｃ）に示されているように、ジャイロセンサ等の関節角度センサ３２，３２を、使用者の大腿部の前面側の下端付近などの任意の位置に装着しても良い。また、図１３（ａ）〜（ｃ）に示されているように、関節角度センサ３２を、第二の実施形態の如き特別な固定バンドを採用することなく、例えば第１の装着部６０などに取り付けることも可能である。尤も、補助力伝達帯５８に関節角度センサ３２を装着する場合には、大腿部の傾斜角度と高精度には一致しないことから、第１の装着部６０との固定端のように大腿部と略等しく傾斜せしめられる部位へ装着することで股関節の屈曲角度の測定誤差を軽減することが望ましい。
【符号の説明】
【０１００】
１０，５６：歩行運動補助装置（関節運動補助装置）、１２，５８：補助力伝達帯（補助力伝達部）、１４，６０：第１の装着部、１６，６２：第２の装着部、１７，６４：電動モータ（駆動手段）、３２：関節角度センサ、３４：荷重センサ、５０：ロータリエンコーダ（エンコーダ）
【要約】
【課題】使用者の関節の動きに対応したアシスト力を高精度に且つ安定して及ぼすことを可能にする、新規な構造の運動補助装置を提供する。
【解決手段】関節運動補助装置１０において、（ｉ）アシスト力の作用中において補助力伝達部１２に作用する荷重がアシスト力の目標値となるように駆動手段１７の出力レベルを調節するアシスト力制御手段と、（ｉｉ）アシスト力の非作用中において補助力伝達部１２の弛みを解消するように駆動手段１７を作動させて補助力伝達部１２にバイアス力を及ぼす弛み防止制御手段とが設けられていると共に、補助力伝達部１２に作用する引張方向の荷重を検出する荷重センサ３４が設けられており、アシスト力制御手段と弛み防止制御手段との少なくとも一方において、荷重センサ３４の検出値に基づいて、補助力伝達部１２に作用する荷重が目標とするアシスト力又はバイアス力となるように駆動手段１７の作動をフィードバック制御する。
【選択図】図９【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図７】
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【図８】
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【図１０】
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【図１２】
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【図１３】
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【図６】
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【図９】
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【図１１】
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