(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被補助者の歩行の動作を補助する動作補助装置において、
前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作及び伸展動作を補助する補助手段と、
前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段と、
前記屈曲動作に続く前記伸展動作中の第一の期間においては、当該第一の期間に対応した第一の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させ、前記第一の期間経過後且つ次の前記屈曲動作が開始される前の第二の期間においては、前記第一の駆動力より小さい第二の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させ、更に前記第二の期間において、前記屈曲角度が０°となったことが検出されるタイミングまで前記第二の駆動力による前記補助手段の駆動を継続させる駆動制御手段と、
を備えることを特徴とする動作補助装置。
【請求項２】
請求項１に記載の動作補助装置において、
前記補助手段はパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動される補助手段であり、
前記駆動制御手段は、前記パルス幅変調方式における不感帯の上限に相当する駆動力に対して予め設定された増分の駆動力を加えた駆動力を前記第二の駆動力として、前記補助手段を駆動させることを特徴とする動作補助装置。
【請求項３】
請求項１又は請求項２に記載の動作補助装置において、
前記駆動制御手段は、前記第一の期間経過後且つ次の前記屈曲動作が開始される前の予め設定された前記第二の期間において、前記第二の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させることを特徴とする動作補助装置。
【請求項４】
請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、
前記駆動制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に駆動させることを特徴とする動作補助装置。
【請求項５】
請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、
前記駆動制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段に前記屈曲動作及び前記伸展動作を補助させることを特徴とする動作補助装置。
【請求項６】
請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の動作補助装置において、
前記駆動制御手段は、前記第二の期間において、前記第二の駆動力が一定となるように前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させることを特徴とする動作補助装置。
【請求項７】
請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記駆動制御手段として備えられたコンピュータを、当該駆動制御手段として機能させることを特徴とする動作補助制御用プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、動作補助装置及び動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。より詳細には、例えば膝疾患の患者の回復訓練等に用いられる動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムの技術分野に属する。
【背景技術】
【０００２】
膝疾患の患者が行う回復訓練等（いわゆるリハビリテーション）において、従来は、例えば理学療法士等の補助を受けつつ、その患者が自力で必要な回復訓練等を行っていた。一方近年では、モータ等の駆動源を使用する他動的な回復訓練等（外力を用いて行う回復訓練等）が行われ始めている。このような他動的な回復訓練等には、その患者の身体に装着されて歩行における膝関節部の動きを補助する、いわゆる装着型の歩行アシストロボットが用いられる。この歩行アシストロボットは、患者の膝関節部を含む上腿部及び下腿部にハーネス等を用いて装着され、膝関節部の動きを補助する（換言すれば強制的に動かす）ように動作する。即ち、適切な歩行パターンにおける膝関節部としての動きが実現されるように歩行アシストロボットが動作して、当該膝関節部を動かす。これにより患者は、歩行アシストロボットによる動きに追随するように自立歩行することで、必要な回復訓練等を行える。
【０００３】
他方、回復訓練等において歩行アシストロボットの動きに患者が追随できない場合や、逆に歩行アシストロボットの動きよりも先に進んだ動きを患者がしようとした場合、歩行アシストロボットの動きと患者の意思とが整合しないこととなり、その患者は不安定な歩行状態になり、最悪の場合は転倒に至って思わぬ怪我をする可能性がある。また従来の歩行アシストロボットは、例えば充電池、ＣＰＵ、各種センサ及びアクチュエータ等を備えるものであり、下肢部全体を含んで装着されるべき大型の装置になることが多いため、上述した転倒等の危険性は更に増す。そこで通常は、上記理学療法士等が患者の回復訓練等に付き添い、転倒を未然に防ぐことが行われている。或いは、歩行アシストロボットごと転倒した患者が受けるダメージを少なくするため、訓練室の床や患者が着る服装をクッション性のある柔らかい材料にすることも行われる。
【０００４】
なお上記回復訓練等に用いることが可能な人の歩行の補助のための装置としては、例えば下記特許文献１に記載されている歩行補助装置がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００３−１３５５４３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、上述した回復訓練等においては、訓練室の床としては適度な硬さが必要である。また、付き添いを行う理学療法士等の負担も大きなものとなり、複数の患者の面倒を同時に見ることが困難になりつつある。更にこれらにより、従来の歩行アシストロボットは患者の転倒に関して安全性が欠けたものとの認識もあり、その普及の妨げとなっている場合がある。
【０００７】
この点につき、上記特許文献１に記載されている歩行補助装置では、上述したような患者の転倒防止の観点については何ら考慮されていない。よって特許文献１に記載されている歩行補助装置では上記の各問題点を解決することはできない。
【０００８】
更に他の問題点として、特許文献１に記載されている歩行補助装置においては、歩行アシストロボットの動きと患者の意思との間に上述したような不整合（歩行補助装置の動きよりも先に進んだ動きを患者がしようとした場合等における不整合）が生じた場合における回復訓練等としての訓練効果の低下についても何ら考慮されておらず、このような訓練効果の低下を防ぐことができないという問題点もある。
【０００９】
そこで、本発明は上記の各問題点等に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、上述したような患者の回復訓練等における補助を効率的且つ安全に行うことが可能な動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、被補助者の歩行の動作を補助する動作補助装置において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作及び伸展動作を補助する駆動ユニット等の補助手段と、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度センサ等の膝関節角度検出手段と、前記屈曲動作に続く前記伸展動作中の第一の期間においては、当該第一の期間に対応した第一の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させ、前記第一の期間経過後且つ次の前記屈曲動作が開始される前の第二の期間においては、前記第一の駆動力より小さい第二の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させ、更に前記第二の期間において、前記屈曲角度が０°となったことが検出されるタイミングまで前記第二の駆動力による前記補助手段の駆動を継続させるＣＰＵ等の駆動制御手段と、を備える。
【００１１】
請求項１に記載の発明によれば、伸展動作中の第二の期間において、その前の第一の期間における駆動力よりも小さい第二の駆動力により伸展動作を補助させるので、伸展動作が第二の期間だけ実質的に延長されることとなり、被補助者に負担をかけることを抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
また、膝関節部の屈曲角度が０°となったことが検出されるタイミングまで第二の駆動力による補助手段の駆動を継続させるので、膝関節部を十分に伸展させた後に次の一歩の補助動作に移行させることができる。
【００１２】
上記の課題を解決するために、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の動作補助装置において、前記補助手段はパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動される補助手段であり、前記駆動制御手段は、前記パルス幅変調方式における不感帯の上限に相当する駆動力に対して予め設定された増分の駆動力を加えた駆動力を前記第二の駆動力として、前記補助手段を駆動させるように構成される。
【００１３】
請求項２に記載の発明によれば、請求項１に記載の発明の作用に加えて、補助手段がパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動される補助手段であり、当該パルス幅変調方式における不感帯の上限に相当する駆動力に対して予め設定された増分の駆動力を加えた駆動力を第二の駆動力として補助手段を駆動させるので、第二の駆動力が過大になることを防止して被補助者への負担を最小限に抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
【００１４】
上記の課題を解決するために、請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の動作補助装置において、前記駆動制御手段は、前記第一の期間経過後且つ次の前記屈曲動作が開始される前の予め設定された前記第二の期間において、前記第二の駆動力により前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させるように構成される。
【００１５】
請求項３に記載の発明によれば、請求項１又は請求項２に記載の発明の作用に加えて、第一の期間経過後且つ次の屈曲動作が開始される前の予め設定された第二の期間において第二の駆動力により補助手段を駆動させて伸展動作を補助させるので、既定時間としての第二の期間により駆動手段を制御することで、当該第二の期間の終期の制御を簡素化することができる。
【００１８】
上記の課題を解決するために、請求項４に記載の発明は、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記駆動制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に駆動させるように構成される。
【００１９】
請求項４に記載の発明によれば、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、補助手段の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、駆動制御手段としての処理を簡素化できる。
【００２０】
上記の課題を解決するために、請求項５に記載の発明は、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記駆動制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段よる次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段に前記屈曲動作及び前記伸展動作を補助させるように構成される。
【００２１】
請求項５に記載の発明によれば、請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、被補助者のいずれか一方の脚に装着されている補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように各補助手段に屈曲動作及び伸展動作を補助させるので、両脚の補助手段が同時に補助動作を開始することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。
【００２２】
上記の課題を解決するために、請求項６に記載の発明は、請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記駆動制御手段は、前記第二の期間において、前記第二の駆動力が一定となるように前記補助手段を駆動させて前記伸展動作を補助させるように構成される。
【００２３】
請求項６に記載の発明によれば、請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、第二の期間において、第二の駆動力が一定となるように補助手段を駆動させて伸展動作を補助させるので、被補助者に負担をかけることなく且つ補助手段の制御を簡素化して第二の期間における伸展動作を補助させることができる。
【００２４】
上記の課題を解決するために、請求項７に記載の発明は、請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記駆動制御手段として備えられたコンピュータを、当該駆動制御手段として機能させるように構成される。
【００２５】
請求項７に記載の発明によれば、伸展動作中の第二の期間において、その前の第一の期間における駆動力よりも小さい第二の駆動力により伸展動作を補助させるようにコンピュータが機能するので、伸展動作が第二の期間だけ実質的に延長されることとなり、被補助者に負担をかけることを抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
また、膝関節部の屈曲角度が０°となったことが検出されるタイミングまで第二の駆動力による補助手段の駆動を継続させるようにコンピュータが機能するので、膝関節部を十分に伸展させた後に次の一歩の補助動作に移行させることができる。
【発明の効果】
【００２６】
本発明によれば、伸展動作が第二の期間だけ実質的に延長されることとなり、被補助者に負担をかけることを抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
【００２７】
従って、正常な歩行動作における伸展動作に近い伸展動作となるように補助することで、回復訓練等を効率的且つ効果的に行うことができると共に、動作歩行装置としての次の一歩の補助動作を開始する際の原点出しをも効果的に行うことができる。
また、膝関節部の屈曲角度が０°となったことが検出されるタイミングまで第二の駆動力による補助手段の駆動を継続させるようにコンピュータが機能するので、膝関節部を十分に伸展させた後に次の一歩の補助動作に移行させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図である。
【図２】実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。
【図３】実施形態に係る歩行補助装置の構成を示すブロック図である。
【図４】実施形態に係る歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。
【図５】実施形態に係る歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。
【図６】実施形態に係る歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。
【図７】実施形態に係る歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。
【図８】実施形態に係る歩行補助装置における他の制御パターンの一例を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について説明する。
【００３０】
本発明を実施するための形態について、図１乃至図８を用いて説明する。なお、以下に説明する実施形態は、例えば膝疾患を持つ患者（被補助者の一例）の回復訓練等としての歩行における膝関節の動作を補助する歩行補助装置に対して本発明を適用した場合の実施形態である。また図１は実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図であり、図２は実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。また図３は当該歩行補助装置の構成を示すブロック図である。図４は歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。更に図５は、当該歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。図６は、当該歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。図７は歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。図８は当該歩行補助装置における他の制御パターンの一例を示す模式図である。
【００３１】
図１及び図２に示すように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓ（動作補助装置の一例）は、患者の下肢部（両脚）に着脱自在のテープ状固定具やバンド等の固定具６によってそれぞれ取り付けられる補助手段の一例としての一対の駆動ユニット１０を備えている。なお以下の説明では、左脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１１とし、右脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１２として説明する。また駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２に共通する説明を行う場合は、一般に駆動ユニット１０として説明する。
【００３２】
一つの（即ち、右脚と左脚のいずれか一方用の）駆動ユニット１０には、図１に示すように、患者の膝部５の関節部分に取り付けられ、膝関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部３と、患者の股部９の関節部分に取り付けられ、股関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部８と、が取り付けられている。
【００３３】
先ずリンク機構部３は、図１に示すように、例えば患者の大腿部に巻きつけられる上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク３ａと、患者の下腿部に巻きつけられる下部脚当て７の側面に取り付けられる第二リンク３ｂと、駆動ユニット１０から動力を得て第一リンク３ａに対して第二リンク３ｂを歩行の前後方向に揺動させる第三リンク３ｃと、を含んで構成される。第一リンク３ａは、患者の腰部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク３ｂは患者の膝部５側から脚の先端（地面）側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク３ａと第二リンク３ｂとは、患者の膝部５近傍で回動可能に連結されている。
【００３４】
この連結部には、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度を示す膝関節角度データを出力する膝関節角度センサ（膝関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この膝関節角度センサは、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。また、第三リンク３ｃの端部が、第二リンク３ｂの中央近傍に連結されている。上部脚当て４及び下部脚当て７は、それぞれが図示しない一対の脚当て部材を含んで構成されており、当該脚当て部材は患者の大腿部及び下腿部の周囲を覆うように配置され、固定具６によって着脱可能に取り付けられる。また、上部脚当て４及び下部脚当て７は、例えばポリプロピレン樹脂等を成形して形成されており、ユーザの大腿部と接する部分には、伸縮自在の図示しないスポンジ部材等が取り付けられている。
【００３５】
一方リンク機構部８は、図１に示すように、上記した上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク８ａと、患者の腰部に巻きつけられるベルト２３の側部に取り付けられる第二リンク８ｂと、を含んで構成される。第一リンク８ａは、患者の臀部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク８ｂは患者の腰部側から臀部側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク８ａと第二リンク８ｂとは、患者の股部９近傍で回動可能に連結されている。この連結部にも、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度を示す股関節角度データを出力する股関節角度センサが内蔵されている。この股関節角度センサも、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。
【００３６】
更に図２に示すように、両脚にそれぞれ取り付けられる駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２には、当該駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２間でデータ通信するための通信ユニット２０が着脱可能に取り付けられる。この通信ユニット２０は、ケーブル２１と、そのケーブル２１の途中に配置される通信用基板及び制御用基板並びに電池等が収容された中継ボックス２２と、を備え、上記ベルト２３によって患者の腰部に取り付けられる。また通信ユニット２０は、ケーブル２１の両端に非接触でデータを通信可能な通信端子を備えた通信ヘッド２５を備えている。一方、駆動ユニット１０の筐体１０ａには、当該通信ヘッド２５を挿入可能な孔部１０ｂが設けられており、孔部１０ｂに対して当該通信ヘッド２５が着脱可能になっている。なお、上記中継ボックス２２内の制御用基板には、実施形態に係る歩行補助装置Ｓとしての動作を制御する後述のＣＰＵ等が装着されている。更に駆動ユニット１０は、電力を受電又は所定のデータを通信可能な図示しない通信ヘッドを筐体１０ａの内部に備えている。そして、駆動ユニット１０の筐体１０ａに有する孔部１０ｂには、通信ヘッド２５が挿入されて、非接触で上記図示しない通信ヘッドに電気的に接続され、データ通信可能となっている。
【００３７】
次に、実施形態の歩行補助装置Ｓの構成について、より具体的に図３を用いて説明する。
【００３８】
実施形態の歩行補助装置Ｓは、図３に示すように、右足駆動系Ｒと、左足駆動系Ｌと、中継ボックス２２内の上記制御用基板に備えられた駆動制御手段の一例としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）４２と、患者又は理学療法士等が操作可能な位置に備えられ且つＣＰＵ４２に対する指令操作を行うための操作ボタン等を備える操作部４１と、ＣＰＵ４２に接続され且つ患者又は理学療法士等が視認可能な位置に備えられた液晶ディスプレイ等からなる表示部４０と、を備えている。なお、ＣＰＵ４２は、オペレーティングシステムや歩行補助装置Ｓを制御する制御プログラムや、制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラム等のソフトウェアや、検出したデータや、生成した制御パターン等のデータを記憶する記憶部（図示せず）を有している。この記憶部は、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ハードディスク又はシリコンディスク等により構成されている。
【００３９】
また各脚の駆動系（右足駆動系Ｒ及び左足駆動系Ｌ）には、それぞれ、上記駆動ユニット１０と、上記固定具６並びに上部脚当て４及び下部脚当て７と、膝関節角度センサ１６を含むリンク機構部３と、股関節角度センサ１５を含むリンク機構部８と、足裏センサ１７と、が含まれている。駆動ユニット１０には、駆動手段の一例としてのＤＣモータ５０と、各リンクに接続されているギア部５２と、ＤＣモータ５０からの駆動力を、ギア部５２を介して各リンクに伝達する駆動手段の一例としてのクラッチ部５１と、が含まれている。
【００４０】
以上の構成において、ＤＣモータ５０の回転方向及び回転速度の制御及びクラッチ部５１における開放／接続の制御は、それぞれＣＰＵ４２により行われる。更に足裏センサ１７は、図１に例示するように右足及び左足の足裏にそれぞれ装着されており、各脚が床又は地面から離れたこと及びそれらに接地したことをそれぞれ示す信号をＣＰＵ４２に出力する。また膝関節角度センサ１６は上記膝関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力し、更に股関節角度センサ１５は上記股関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力する。
【００４１】
次に、図１乃至図３を用いて説明した構成を備える歩行補助装置Ｓにおける制御パターン生成について、具体的に図４乃至図６を用いて説明する。
【００４２】
まず、歩行補助装置Ｓが患者に装着され、制御パターン生成の処理が行われる。
【００４３】
図４に示すように、歩行補助装置Ｓは、クラッチ部５１を開放する（ステップＳ１）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、クラッチ部５１を開放し、ＤＣモータ５０からリンク機構部３への駆動力の伝達を遮断する。これにより、リンク機構部３が、ＤＣモータ５０の永久磁石等による抵抗力の影響を受けずにフリーに動き、患者が脚を動かし易くなる。
【００４４】
次に、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５のデータを取得し、股関節角度の補正値を決定する（ステップＳ２）。歩行補助装置Ｓを装着した患者が立ち止まった状態のとき、ＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度θＨを示す股関節角度データを取得し、角度θＨの補正値とする。なお、ＣＰＵ４２は、取得した股関節角度データをＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。また、患者に動きがあり、データに変動がある場合、ＣＰＵ４２は、股関節角度データの平均値を算出し、この平均値を角度θＨの補正値とする。
【００４５】
ここで、図５（Ａ）に示すように、患者の膝部５の関節部分における角度θｋは、患者６０の大腿部（第一リンク３ａに対応）を基準に測定される。患者の股部９の関節部分における角度θＨは、患者６０の体幹部（第二リンク８ｂに対応）を基準に測定され、基準より患者６０の大腿部が歩行方向の後方にある場合がプラスであり、歩行方向の前方にある場合がマイナスである。歩行面６５は、床又は地面等である。
【００４６】
また、図５（Ａ）は、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがなく、患者６０が直立して歩く場合である。一方、図５（Ｂ）に示すように、患者６０が前屈みで歩く等の癖がある場合や、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがある場合があるので、ＣＰＵ４２は、角度θＨの補正値（角度α）として、補正された角度φ＝θＨ−αとして、股関節角度データをステップＳ２で取得する。
【００４７】
次に、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が３、４歩程歩く状態で、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、及び、足裏センサ１７のデータを取得する（ステップＳ３）。具体的には、ＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データを取得し、膝関節角度センサ１６から、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度θｋ（膝関節部の屈曲角度の一例）を示す膝関節角度データを取得する。足裏センサ１７に関しては、ＣＰＵ４２は、足裏センサ１７から、脚が床又は地面等の歩行面６５から離れたこと及びそれらに接地したことを示す信号を取得する。
【００４８】
図６に示すように、ＣＰＵ４２は、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データを取得し、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データを取得し、足裏センサ１７から足裏センサのデータＳｈを取得する。なお、ＣＰＵ４２は、取得した股関節角度データ、膝関節角度データ、及び、足裏センサ１７のデータを、ＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。
【００４９】
次に、歩行補助装置Ｓは、取得した足裏センサのデータＳｈに基づき足裏センサのデータＳｈの閾値を決定する（ステップＳ４）。具体的には、ＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷからＨＩＧＨになったとする閾値（足裏センサＯＮ閾値）や、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨからＬＯＷになるとする閾値（足裏センサＯＦＦ閾値）を、取得した足裏センサのデータＳｈから設定する。なお、チャタリング防止のため、足裏センサＯＮ閾値と足裏センサＯＦＦ閾値とは異なってもよい。
【００５０】
次に、歩行補助装置Ｓは、足裏センサ１７のデータに基づき、歩行周期、遊脚期、及び、立脚期を特定する（ステップＳ５）。具体的には、ＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨ（脚が床又は地面から離れた状態）になった時点ｔａから、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷ（脚が床又は地面に接地した状態）になった時点ｔｄを経て、再び足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔｅまでの期間Ｔ３（踵の離床時（ｔａ）から、次の踵の離床時（ｔｅ））を歩行周期として特定する。そして、ＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔａから、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷになった時点ｔｄを遊脚期の期間Ｔ２（踵の離床時（ｔａ）から踵の着床時までの時間（ｔｄ））として特定し、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷになった時点ｔｄから、再び足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔｅまでを立脚期（Ｔ３−Ｔ２）として特定する。
【００５１】
なお図６において、「立脚期」とは、歩行において左右いずれか一方の脚に患者の体重がかかっている期間を示す。また「遊脚期」とは、歩行において当該いずれか一方の脚に患者の体重がかかっていない期間（換言すれば、次の立脚期に移行するためにその脚を床又は地面から離して（浮かせて）前に移動させている期間）を示す。
【００５２】
次に、歩行補助装置Ｓは、膝関節角度のデータのピーク箇所を特定する（ステップＳ６）。具体的には、ＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データが、遊脚期において最大となるピーク箇所θｋｐ、即ち、膝関節部の屈曲角度が最大値になる極値タイミングｔｂを特定する。この膝関節部の屈曲角度の最大値は、図５（Ａ）に示すように、患者６０の大腿部を基準とした値であり、膝は最も屈曲した状態である。
【００５３】
次に、歩行補助装置Ｓは、股関節に関する閾値角度を設定する（ステップＳ７）。具体的には、ＣＰＵ４２は、極値タイミングｔｂにおける股関節角度データである角度θＨ１を求め、股関節に関する閾値角度θＨ１とする。なお、閾値角度θＨ１は、図６に示すように、屈曲動作補助期間Ｔ１（踵の離床時ｔａから膝関節のピークθｋｐの極値タイミングｔｂ）を設定するために利用される。
【００５４】
次に、歩行補助装置Ｓは、屈曲動作トリガ及び伸展動作トリガを設定する（ステップＳ８）。具体的には、ＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における補助の制御（特に屈曲動作の補助制御）を開始する補助開始トリガ（屈曲動作トリガ）を、足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上のとき（踵の離床時ｔａ）と設定する。またＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における補助の制御（特に伸展動作の補助制御）を終了する補助終了トリガを、足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下のとき（踵の着床時ｔｄ）と設定する。そして、ＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替えるための伸展動作トリガを、股関節角度センサ１５のから角度θＨを示す股関節角度データが、閾値角度θＨ１以下になったとき（極値タイミングｔｂ）と設定する。
【００５５】
次に、歩行補助装置Ｓは、膝関節制御用の駆動信号のパターンを生成する（ステップＳ９）。具体的には、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭ（Pulse Width Modulation）のデューティー比が、図６に示すように、時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号Ｄを生成する。図６に示すように、歩行補助装置Ｓにおいて補助動作の制御をｔ１からｔ７の時間に割り当て、脚の踵が床又は地面から離れた状態になった時点ｔａを歩行の起点（補助の起点）とし、屈曲動作における駆動信号Ｃの立上り時間を時間ｔ１とし、ＰＷＭのディーティー比が１００％の持続時間をｔ２とし、立下り時間をｔ３とし、正の台形波形とする。なお、時間ｔ１において、起動を早くするため、デューティー比が０％からではなく、ＣＰＵ４２は、例えば３５％位からスタートさせる。また、伸展動作の立下り時間をｔ４とし、ＰＷＭのデューティー比が−１００％の持続時間をｔ５とし、立上り時間をｔ６とし、負の台形波形とする。また、ＣＰＵ４２は、生成された制御パターンをＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。
【００５６】
なお、駆動信号Ｃに関して、立上り、立下り時間は、例えば、ｔ１、ｔ３、ｔ４、ｔ６＝０．１秒とする。そして、持続時間ｔ２は、屈曲動作補助期間Ｔ１から、ｔ２＝Ｔ１−ｔ１−ｔ３のように算出される。持続時間ｔ５は、屈曲動作補助期間Ｔ１と遊脚期の期間Ｔ２から、ｔ５＝Ｔ２−Ｔ１−ｔ４−ｔ６のように算出される。
【００５７】
立脚期における時間ｔ７は、脚の屈曲動作から続く本来の伸展動作（時間（ｔ４＋ｔ５＋ｔ６）の伸展動作）が終了しても、歩行補助装置Ｓにおける機械の原点出しをする等のために伸展動作を延長する伸展延長時間である。時間ｔ７は、歩行周期の期間Ｔ３と、遊脚期の期間Ｔ２とから、ｔ７＝ａ×（Ｔ３−Ｔ２）のように算出される。ここで、係数ａは０〜１の値である。ａ＝１の場合は、立脚期における伸展延長時間の間中、少しずつ伸展動作の力が脚に加えられることになる。この伸展動作の延長は、上記原点出しとしての意義の他、正常時の歩行動作における伸展動作が、膝関節が完全に伸び切るまで（即ち、図５に例示する角度θｋが０°となるまで）行われるのが望ましいことに鑑み、この正常時の伸展動作に近付けるように膝関節を伸ばし切るための補助を行う意義を有する。これにより、例えば膝が曲がったまま（換言すれば、膝が伸び切らないまま）次の一歩の動作に移行しようとする患者６０の動作を抑制し、正常時の歩行動作により近くなるように膝関節の補助をすることができるのである。なお、このような伸展動作の延長の趣旨を考慮すると、当該延長動作の終了タイミングについては、上記時間ｔ７の経過に基づいて判断する他に、後述するように角度θｋが０°となったタイミングをもって延長動作の終了タイミングとなるように制御してもよい。
【００５８】
次に、歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作について、図７を用いて説明する。
【００５９】
歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作においてＣＰＵ４２は、駆動信号Ｄの制御パターンを記憶部から読み出し（ステップＳ１０）、その制御パターンに従い、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０の動作を補助する。即ちＣＰＵ４２は、動作の補助が開始されると、例えば、患者の片方の脚（例えば、右脚）の足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上となったか否かを監視している（ステップＳ１１）。ステップＳ１１の監視において足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上となっていない場合（ステップＳ１１；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま監視を継続し、患者が右脚を上げることで右足駆動系Ｒの足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上になったときに（補助開始トリガが感知されたとき。ステップＳ１１；ＹＥＳ。）、ＣＰＵ４２は、駆動信号Ｄの制御パターンに従い、ＰＷＭのデューティー比を漸増させて右足駆動系ＲのＤＣモータ５０を駆動させ始める（ステップＳ１２）。そして、ギア部５２及びクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者の右脚の膝が屈曲され始める。これと並行してＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５からの角度θＨを示す股関節角度データのモニタを開始する（ステップＳ１２）。
【００６０】
次にＣＰＵ４２は、駆動開始から時間ｔ１（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ１３）、時間ｔ１が経過していないときは（ステップＳ１３；ＮＯ）そのまま屈曲動作を継続させ、一方時間ｔ１が経過したとき（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を１００％にする（ステップＳ１４）。
【００６１】
次にＣＰＵ４２は、駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２）（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ１５）、時間（ｔ１＋ｔ２）が経過していないときは（ステップＳ１５；ＮＯ）、ＰＷＭのデューティー比を１００％としたまま屈曲動作を継続させ、一方時間（ｔ１＋ｔ２）が経過したとき（ステップＳ１５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を漸減させ始める（ステップＳ１６）。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。
【００６２】
次にＣＰＵ４２は、駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２＋ｔ３）（図６参照）が経過したか、又は、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データが閾値角度θＨ１以上になったか否かを判定する（ステップＳ１７）。ステップＳ１７の判定において、駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２＋ｔ３）が経過しておらず、且つ角度θＨを示す股関節角度データが閾値角度θＨ１以上になっていない場合（ステップＳ１７；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま屈曲動作を継続させ、一方駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２＋ｔ３）経過、又は、角度θＨを示す股関節角度データが閾値角度θＨ１以上になったとき（伸展動作トリガが感知されたとき。ステップＳ１７；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替える（ステップＳ１８）。ＰＷＭのデューティー比がプラスからマイナスへと反転する。ここで、図６に示すように、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データが極値になるタイミングｔｂは、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データが極値になるタイミングｔｃ（股関節部が前方に出始めるタイミング）より前にあるので、歩行補助装置Ｓは、タイミングｔｃよりも早めに伸展動作の補助を行う。
【００６３】
次にＣＰＵ４２は、伸展動作開始から時間ｔ４（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ１９）、伸展動作開始から時間ｔ４が経過していないときは（ステップＳ１９；ＮＯ）そのまま伸展動作を継続させ、一方伸展動作開始から時間ｔ４が経過したとき（ステップＳ１９；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を−１００％にして伸展動作を継続する（ステップＳ２０）。
【００６４】
次にＣＰＵ４２は、伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５）（図６参照）が経過したか否かを判定し（ステップＳ２１）、時間（ｔ４＋ｔ５）が経過していないときは（ステップＳ２１；ＮＯ）、ＰＷＭのデューティー比を−１００％としたまま伸展動作を継続させ、一方時間（ｔ４＋ｔ５）が経過したとき（ステップＳ２１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を漸増させ始める（ステップＳ２２）。
【００６５】
次にＣＰＵ４２は、伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５＋ｔ６）（図６参照。遊脚期の期間Ｔ２）が経過したか、又は、右足駆動系Ｒの足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下になったか否かを判定する（ステップＳ２３）。ステップＳ２３の判定において、伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５＋ｔ６）が経過しておらず、且つ足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下になっていない場合（ステップＳ２３；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま伸展動作を継続させ、一方伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５＋ｔ６）経過したか、又は、右足駆動系Ｒの足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下になったとき（補助終了トリガが感知されたとき。ステップＳ２３；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は次に、歩行補助装置Ｓにおける上記原点出し等のため、ＰＷＭのデューティー比を０％にせずに、−３０％程で、伸展動作の延長を行う（ステップＳ２４）。この伸展動作の延長の際のデューティー比は、例えば、上記ＰＷＭにおける不感帯の上限に相当する駆動力に対して予め設定された増分の駆動力を加算した駆動力が得られるデューティー比とされている。この場合に加算される駆動力の増分は、例えば上記不感帯の上限に相当する駆動力に対して５％乃至１０％程度の増分であり、その値は実験的又は経験的に設定される。そしてＣＰＵ４２は、遊脚期が終了してから時間ｔ７（図６参照）が経過したか、又は、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データが０°になったか否かを判定する（ステップＳ２５）。ステップＳ２５の判定において時間ｔ７が経過しておらず、且つ角度θｋを示す膝関節角度データが０°になっていない場合（ステップＳ２５；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま伸展動作の延長を継続する。一方時間ｔ７が経過したか、又は、角度θｋを示す膝関節角度データが０°になったとき（ステップＳ２５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、右脚についての補助を終了する。
【００６６】
なお、左足駆動系Ｌが装着されている場合には、歩行補助装置Ｓは、左足駆動系Ｌに関しても同様の制御を行う。
【００６７】
以上説明したように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓの動作によれば、伸展動作中の延長期間（時間ｔ７）において、その前の伸展期間におけるデューティー比よりも小さいデューティー比（例えば−３０％）により伸展動作を補助させるので、伸展動作が実質的に延長されることとなり、被補助者に負担をかけることを抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
【００６８】
また、伸展動作の延長期間では、ＤＣモータ５０のＰＷＭにおける不感帯の上限に相当する駆動力に対して予め設定された増分の駆動力を加えた駆動力が得られるデューティー比により駆動させるので、当該駆動力が過大になることを防止して被補助者への負担を最小限に抑制しつつ、膝関節部が曲がったまま次の一歩の補助動作に移行することを防止することができる。
【００６９】
更に、次の屈曲動作が開始される前の予め設定された時間ｔ７において伸展動作を延長する場合には、既定時間としての時間ｔ７により伸展動作を延長することで、当該延長の終期の制御を簡略化することができる。
【００７０】
更にまた、角度θｋを示す膝関節角度データが０°となったことが検出されるタイミングまで伸展動作を延長する場合には、膝関節部を十分に伸展させた後に次の一歩の補助動作に移行させることができる。
【００７１】
また、伸展動作の延長期間におけるデューティー比を一定（具体的には−３０％程度）としてＤＣモータ５０を駆動するので、患者６０に負担をかけることなく且つＤＣモータ５０の制御を簡素化して当該延長期間における伸展動作を補助させることができる。
【００７２】
なお伸展動作の延長期間におけるデューティー比は、例えば−３０％から０％まで漸増させ、又は段階的に増大させるようにしてもよい。この場合には、例えば、通常の歩行動作に近いようにより自然に延長期間の伸展動作を終了させることができる。
【００７３】
更に、ＤＣモータ５０の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、ＣＰＵ４２としての処理を簡素化できる。
【００７４】
次に、図８を用いて、歩行補助装置Ｓにおける他の制御パターンの一例について説明する。図８は、実施形態に係る歩行補助装置Ｓにおける他の制御パターンの一例を示す模式図である。
【００７５】
実施形態に係る閾値角度θＨ１は、例えば操作部４１における操作により、例えば患者６０又は理学療法士の意思により変更可能とされている。この場合、例えば図８に示すように、設定された閾値角度をθＨ１からθＨ２に変更すると、駆動信号Ｄ２の制御パターンにおいて、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替えるタイミングｔｆが時間（ｔｂ）よりも早くなる。即ち、患者の脚に対して、早めに伸展動作の補助動作が開始され負荷として働き、リハビリ効果を高めることができると共に、患者６０の状態に応じた動作補助ができる。なお閾値角度θＨ２の値は、患者の状態、リハビリのスケジュール等に応じて決定される。ここで、ＰＷＭのデューティー比が１００％の持続時間ｔ８が、駆動信号Ｄの制御パターンにおける持続時間ｔ２よりも短くなり、ＰＷＭのデューティー比が−１００％の持続時間をｔ９が、駆動信号Ｄの制御パターンにおける持続時間ｔ５より長くなる。
【００７６】
また、歩行補助装置Ｓは、踵が歩行面６５から離れたことが予め設定された時間内に検出されないとき、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）を初期化する制御パターンを生成してもよい。例えば、患者立ったままの状態で、歩こうとせず、患者に歩行の意思がないとみなし、歩行補助装置Ｓは、駆動ユニット１０、１１、１２の状態をリセットさせ、一連の歩行の制御パターンの発生を停止させる。この場合、一定時間内に踵が歩行面６５から離れたことが検出されないとき、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）が初期化されるので、患者に歩行の意思がない状態で脚を上げても補助動作が行われないため、患者の意思に反するような形で補助をすることを防止でき、また、クラッチ部５１が開放され患者が脚をフリーに動かせるので、歩行補助装置Ｓによる被補助者の動作補助上の利便性を向上させることができる。更には、患者６０の意志に拘わらずＤＣモータ５０が屈曲動作の補助を開始することによる危険性を回避することができる。
【００７７】
なお、上述した実施形態では、膝疾患を有する患者の回復訓練等としての歩行を補助する歩行補助装置Ｓに対して本発明を適用した場合について説明したが、これ以外に、回復訓練等との一環としての駆け足等の移動を補助する移動補助装置に対して本発明を適用することもできる。
【００７８】
また、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１１）による一歩分の補助動作の終了後に、患者６０のいずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０（１２）による次の一歩分の補助動作を開始するように、各駆動ユニット１０を制御するようにしてもよい。この場合には、患者６０のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット１０による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット１０による次の一歩分の補助動作を開始するので、両脚の駆動ユニット１０が同時に補助動作を開始することに起因して患者６０に発生する危険性を回避することができる。
【００７９】
更に、図４又は図７に示すフローチャートに対応するプログラムをフレキシブルディスク、コンパクトディスク又はハードディスク等の記録媒体に記録しておき、又はインターネット等のネットワークを介して取得して記憶しておき、それを汎用のマイクロコンピュータで読み出して実行することにより、当該マイクロコンピュータを実施形態に係るＣＰＵ４２として動作させることも可能である。
【産業上の利用可能性】
【００８０】
以上それぞれ説明したように、本発明は動作補助装置の分野に利用することが可能であり、特に患者の歩行又は駆け足等の回復訓練等を補助する動作補助装置の分野に適用すれば特に顕著な効果が得られる。
【符号の説明】
【００８１】
３、８    リンク機構部
３ａ、８ａ    第一リンク
３ｂ、８ｂ    第二リンク
３ｃ    第三リンク
４    上部脚当て
５    膝部
６    固定具
７    下部脚当て
９    股部
１０、１１、１２    駆動ユニット
１０ａ    筐体
１０ｂ    孔部
１５    股関節角度センサ
１６    膝関節角度センサ
１７    足裏センサ
２０    通信ユニット
２１    ケーブル
２２    中継ボックス
２３    ベルト
２５    通信ヘッド
４０    表示部
４１    操作部
４２    ＣＰＵ
５０    ＤＣモータ
５１    クラッチ部
５２    ギア部
Ｓ    歩行補助装置
Ｒ    右足駆動系
Ｌ    左足駆動系
【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６】
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【図７】
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【図８】
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