(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
装着者の大腿断端部を収納する大腿ソケットと、足部が係合された下腿支柱とを回動可能に連結する膝関節継手を有する大腿義足と別体に設けられ、当該膝関節継手の回転動作を支援する装着式の義足動作補助装置において、
前記大腿ソケットと締結部材を介して締結される大腿フレームと、
前記下腿支柱と保持部材を介して可動保持される下腿フレームと、
前記大腿フレームと前記下腿フレームとに連結され、前記装着者の大腿動作に連動して能動的又は受動的に駆動する駆動部と、
前記装着者の大腿動作に伴って発生する生体信号としての電位を検出する生体信号検出部と、
前記生体信号検出部により取得された生体信号に基づいて、前記装着者の意思に従った動力を前記駆動部に発生させる制御部と、
前記駆動部からの出力信号に基づいて、前記装着者の大腿動作に伴う前記膝関節継手の物理量を検出する継手物理量検出部と、
前記大腿義足に設けられ、当該大腿義足を装着していない側の脚部の動作を監視する脚動作監視部と、
所定時間内で計測された前記継手物理量検出部の検出結果と、前記脚動作監視部による監視結果とに基づいて、前記大腿義足に固有の動力学パラメータを推定するパラメータ推定部と、
前記パラメータ推定部により推定された前記動力学パラメータに基づいて、前記膝関節継手に固有の機械インピーダンスを調整するインピーダンス調整部と
を備え、前記制御部は、前記インピーダンス調整部により調整された前記機械インピーダンスに基づき、所定の制御方法に従って前記駆動部を制御する
ことを特徴とする義足動作補助装置。
【請求項２】
前記大腿義足の前記足部に設けられ、当該大腿義足の歩行音を集音する集音マイクを備え、
前記パラメータ推定部は、推定した前記大腿義足の動力学パラメータを、前記集音マイクにより集音された歩行音に基づいて修正する
ことを特徴とする請求項１に記載の義足動作補助装置。
【請求項３】
前記大腿義足の前記下腿フレームに設けられ、歩行時の床面からの振動を検出する振動検出部を備え、
前記パラメータ推定部は、推定した前記大腿義足の動力学パラメータを、前記振動検出部により検出された前記振動に基づいて修正する
ことを特徴とする請求項１または２に記載の義足動作補助装置。
【請求項４】
前記大腿フレームに設けられ、鉛直方向に対する大腿方向の間で決まる大腿角度を検出する大腿角度センサと、
前記駆動部に設けられ、前記膝関節継手の角度及び角速度を検出する膝関節角度センサと、
前記足部に設けられ、前記装着者への床反力を検出する床反力センサと、
タスクとして分類した前記装着者の動作パターンを構成する一連の最小動作単位(フェーズ)を表す複数の基準パラメータを格納するデータ格納部とを備え、
前記制御部は、前記大腿角度、前記膝関節角度及び前記床反力と、前記データ格納部に格納された各前記基準パラメータを比較して、前記装着者のタスクのフェーズを推定した後、当該フェーズに応じた動力を前記駆動部に発生させる
ことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の義足動作補助装置。
【請求項５】
装着者の大腿断端部を収納する大腿ソケットと、足部が係合された下腿支柱とを回動可能に連結する膝関節継手を有する大腿義足と別体に設けられ、当該膝関節継手の回転動作を支援する装着式の義足動作補助装置の制御方法において、
前記装着者の大腿動作に伴って発生する生体信号としての電位を検出する第１の過程と、
前記第１の過程により取得された生体信号に基づいて、前記装着者の意思に従った動力を、前記大腿ソケットと締結部材を介して締結される大腿フレームと、前記下腿支柱と保持部材を介して可動保持される下腿フレームとに連結され、前記装着者の大腿動作に連動して能動的又は受動的に駆動する駆動部に発生させる第２の過程と、
前記駆動部からの出力信号に基づいて、前記装着者の大腿動作に伴う前記膝関節継手の物理量を検出するとともに、前記大腿義足を装着していない側の脚部の動作を監視する第３の過程と、
所定時間内で計測された前記装着者の大腿動作に伴う前記膝関節継手の物理量の検出結果と、前記大腿義足を装着していない側の脚部の動作の監視結果とに基づいて、前記大腿義足に固有の動力学パラメータを推定する第４の過程と、
前記第４の過程により推定された前記動力学パラメータに基づいて、前記膝関節継手に固有の機械インピーダンスを調整する第５の過程と、
前記第５の過程により調整された前記機械インピーダンスに基づき、所定の制御方法に従って前記駆動部を制御する第６の過程と
を備えることを特徴とする義足動作補助装置の制御方法。
【請求項６】
前記第４の過程において、推定した前記大腿義足の動力学パラメータを、前記大腿義足の前記足部に設けられたマイクから集音した歩行音に基づいて修正する
ことを特徴とする請求項５に記載の義足動作補助装置の制御方法。
【請求項７】
前記第４の過程において、推定した前記大腿義足の動力学パラメータを、前記大腿義足の前記下腿フレームから検出した歩行時の床面からの振動の検出結果に基づいて修正する
ことを特徴とする請求項５または６に記載の義足動作補助装置の制御方法。
【請求項８】
タスクとして分類した前記装着者の動作パターンを構成する一連の最小動作単位(フェーズ)を表す複数の基準パラメータをデータ格納部に格納しておき、
前記第６の過程において、鉛直方向に対する大腿方向の間で決まる大腿角度と、前記膝関節継手の角度及び角速度と、前記装着者への床反力と、前記データ格納部に格納された各前記基準パラメータを比較して、前記装着者のタスクのフェーズを推定した後、当該フェーズに応じた動力を前記駆動部に発生させる
ことを特徴とする請求項５から７のいずれか一項に記載の義足動作補助装置の制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、義足動作補助装置及びその制御方法に関し、市販の大腿義足を装着する装着者に対して動作をアシストする装置に適用して好適なものである。
【背景技術】
【０００２】  現在、膝から上の大腿部が切断された大腿切断者の人数は、日本で約２万２千人、米国で約６２万人である。大腿切断者は、移動能力、社会的な隔離、無気力、痛み、睡眠及び情緒障害などの問題を抱えており、このうち移動能力の回復についての問題が、生活の質（ＱＯＬ：Quality of Life）に非常に大きな影響を及ぼしている。【０００３】  大腿切断者が切断された脚を代替するための義肢として大腿義足が市販されている。大腿義足を構成する部品のうち人体の膝関節を代替する膝継手は、バネやダンパの特性により受動的に動くものが大半である。このような受動的作用が伴う大腿義足の使用者は、膝関節の屈曲伸展動作が能動的に行うことができないなど、日常生活における移動（特に階段の昇降及び降下）に制限を受ける。【０００４】  このような制限の問題を克服するために、一足一段での階段昇降を可能とするとともに、装着者の動作に合わせてタスクを円滑に切り替えることができる義肢装着式動作補助装置が本願発明者から提案されている（特許文献１参照）。【０００５】  しかし、義肢装着式動作補助装置のような電動アクチュエータが内蔵された大腿義足は、安全試験等に関して、市販の大腿義足と異なる新たな国際標準の規格承認が必要となる。このため、市販の大腿義足に対する装着式の動作アシスト装置として、取り付け可能にすることが望ましい（特許文献２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１６−２１２２号公報
【特許文献２】米国特許出願公開第２０１２／２５９４３１号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】  ところが、装着式の動作アシスト装置を市販の大腿義足に取り付けた場合、元の大腿義足の膝関節継手の回転軸と動作アシスト装置の関節アクチュエータの回転軸とが一致していないことから、関節アクチュエータからの動力を膝関節継手に伝達させる際に、装着者が違和感を感じる可能性が高い。【０００８】  特許文献２の補強膝装具によれば、歩行周期と増強トルクと推定勾配とに基づいて、生体模倣応答のためのインピーダンス調整を行う補強膝装具では、人間の脚部でも義足でも装着可能であるが、装置自体の重量を考慮しておらず、かつ、歩行開始後に調整する必要があるため、装着直後の動作時の違和感が常に感じることとなる。【０００９】  大腿切断者の場合、大腿上部以下の脚部には神経が通っていないため、動作アシスト装置自体の重さも増した状態で歩行すると、装着者に与える違和感はさらに大きなものとなる問題があった。【００１０】  本発明は以上の点を考慮してなされたもので、市販の大腿義足に対して装着時の違和感がなく動作アシストが可能な義足動作補助装置及び義足動作補助方法を提案しようとするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
かかる課題を解決するため本発明においては、装着者の大腿断端部を収納する大腿ソケットと、足部が係合された下腿支柱とを回動可能に連結する膝関節継手を有する大腿義足と別体に設けられ、当該膝関節継手の回転動作を支援する装着式の義足動作補助装置において、大腿ソケットと締結部材を介して締結される大腿フレームと、下腿支柱と保持部材を介して可動保持される下腿フレームと、大腿フレームと下腿フレームとに連結され、装着者の大腿動作に連動して能動的又は受動的に駆動する駆動部と、装着者の大腿動作に伴って発生する生体信号としての電位を検出する生体信号検出部と、生体信号検出部により取得された生体信号に基づいて、装着者の意思に従った動力を駆動部に発生させる制御部と、駆動部からの出力信号に基づいて、装着者の大腿動作に伴う膝関節継手の物理量を検出する継手物理量検出部と、大腿義足に設けられ、当該大腿義足を装着していない側の脚部の動作を監視する脚動作監視部と、所定時間内で計測された継手物理量検出部の検出結果と、脚動作監視部による監視結果とに基づいて、大腿義足に固有の動力学パラメータを推定するパラメータ推定部と、パラメータ推定部により推定された動力学パラメータに基づいて、膝関節継手に固有の機械インピーダンスを調整するインピーダンス調整部とを備え、制御部は、インピーダンス調整部により調整された機械インピーダンスに基づき、所定の制御方法に従って駆動部を制御するようにした。
【００１２】
この義足動作補助装置によれば、市販の大腿義足に義足動作補助装置を取り付けた際、駆動部と当該大腿義足の膝関節継手とが同一の動力作用位置でなくても、装着者への違和感を極力なくしながら、駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となるとともに、大腿義足を装着していない側の脚部の動作も監視しながら歩行パターンを参照することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となる。
【００１５】  さらに本発明においては、大腿義足の足部に設けられ、当該大腿義足の歩行音を集音する集音マイクを備え、パラメータ推定部は、推定した大腿義足の動力学パラメータを、集音マイクにより集音された歩行音に基づいて修正するようにした。【００１６】  この義足動作補助装置によれば、大腿義足の足部が床面と接触する際の音を集音しながら当該床面の状態を把握することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となる。【００１７】  さらに本発明においては、大腿義足の下腿フレームに設けられ、歩行時の床面からの振動を検出する振動検出部を備え、パラメータ推定部は、推定した大腿義足の動力学パラメータを、振動検出部により検出された振動に基づいて修正する。【００１８】  この義足動作補助装置によれば、大腿義足の下腿支柱に伝達される床面からの振動を検出しながら当該床面の状態を把握することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となる。【００１９】  さらに本発明においては、大腿フレームに設けられ、鉛直方向に対する大腿方向の間で決まる大腿角度を検出する大腿角度センサと、駆動部に設けられ、膝関節継手の角度及び角速度を検出する膝関節角度センサと、足部に設けられ、装着者への床反力を検出する床反力センサと、タスクとして分類した装着者の動作パターンを構成する一連の最小動作単位（フェーズ）を表す複数の基準パラメータを格納するデータ格納部とを備え、制御部は、大腿角度、膝関節角度及び床反力と、データ格納部に格納された各基準パラメータを比較して、装着者のタスクのフェーズを推定した後、当該フェーズに応じた動力を駆動部に発生させるようにした。【００２０】  この義足動作補助装置によれば、装着者のタスクのフェーズを推定して、当該フェーズに応じた動力を駆動部に発生させながら、平地歩行のみならず階段の昇降動作をも、装着者の動作に合わせて円滑にタスクを切り替えて、健常者と同等の歩行を行うことができる。【００２１】
さらに本発明においては、装着者の大腿断端部を収納する大腿ソケットと、足部が係合された下腿支柱とを回動可能に連結する膝関節継手を有する大腿義足と別体に設けられ、当該膝関節継手の回転動作を支援する装着式の義足動作補助装置の制御方法において、装着者の大腿動作に伴って発生する生体信号としての電位を検出する第１の過程と、第１の過程により取得された生体信号に基づいて、装着者の意思に従った動力を、大腿ソケットと締結部材を介して締結される大腿フレームと、下腿支柱と保持部材を介して可動保持される下腿フレームとに連結され、装着者の大腿動作に連動して能動的又は受動的に駆動する駆動部に発生させる第２の過程と、駆動部からの出力信号に基づいて、装着者の大腿動作に伴う膝関節継手の物理量を検出するとともに、大腿義足を装着していない側の脚部の動作を監視する第３の過程と、所定時間内で計測された装着者の大腿動作に伴う膝関節継手の物理量の検出結果と、大腿義足を装着していない側の脚部の動作の監視結果とに基づいて、大腿義足に固有の動力学パラメータを推定する第４の過程と、第４の過程により推定された動力学パラメータに基づいて、膝関節継手に固有の機械インピーダンスを調整する第５の過程と、第５の過程により調整された機械インピーダンスに基づき、所定の制御方法に従って駆動部を制御する第６の過程とを備えるようにした。
【００２２】
この義足動作補助装置の制御方法によれば、市販の大腿義足に義足動作補助装置を取り付けた際、駆動部と当該大腿義足の膝関節継手とが同一の動力作用位置でなくても、装着者への違和感を極力なくしながら、駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となるとともに、大腿義足を装着していない側の脚部の動作も監視しながら歩行パターンを参照することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となる。
【発明の効果】
【００２３】
本発明によれば、市販の大腿義足に対して装着者の違和感を感じさせることなく膝関節動力を伝達することが可能な義足動作補助装置およびその制御方法を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】本発明の実施の形態に係る義足動作補助装置の全体構成を示す外観図である。
【図２】本発明の実施の形態に係る大腿義足に装着された義足動作補助装置の外観構成を示す斜視図である。
【図３】大腿ソケットと大腿フレームとの締結状態の説明に供する部分的拡大図である。
【図４】本発明の実施の形態に係る義足動作補助装置の制御系システムの構成を示すブロック図である。
【図５】歩行中の大腿部の股関節角度と大腿義足１０の膝関節継手１４の膝関節角度との関係を示す図である。
【図６】歩行時の床反力を示す図である。
【図７】膝関節角度の説明に供する図である。
【図８】階段昇り動作を実行する際の動作過程の説明に供する図である。
【図９】トルク正常化後の膝関節角度、膝関節トルク、床反力を示す図である。
【図１０】階段降り動作を実行する際の動作過程の説明に供する図である。
【図１１】トルク正常化後の膝関節角度、膝関節トルク、床反力を示す図である。
【図１２】障害物またぎ試験の歩行制御の説明に供するタイミングチャートである。
【図１３】他の実施の形態に係る義足動作補助装置の全体構成を示す外観図である。
【発明を実施するための形態】
【００２５】  以下図面について、本発明の一実施の形態を詳述する。
【００２６】（１）本実施の形態による義足動作補助装置の構成  図１は、本実施の形態による装着式の義足動作補助装置１を示し、アクチュエータが内蔵された駆動ユニット（駆動部）２の一端及び他端にそれぞれ大腿フレーム３及び下腿フレーム４が連結され、当該アクチュエータの駆動軸を回転中心として大腿フレーム３及び下腿フレーム４が相対的に可動するようになされている。
【００２７】  大腿フレーム３及び下腿フレーム４は、例えばステンレス等の金属またはカーボンファイバ（炭素繊維）等により細長い板状に形成されたフレーム本体を有し、軽量かつ高い剛性をもつようになされている。
【００２８】  また大腿フレーム３には、外側にアクチュエータを駆動制御するための制御装置５（図４）及び電源供給用のバッテリ（図示せず）が取り付けられるとともに、内側に大腿ソケットカフ（締結部材）６が接続されている。下腿フレーム４には、フレーム本体の下端内側に下腿接続リング（保持部材）７が接続されている。
【００２９】  この駆動ユニット２には、多数の種類のセンサ群が搭載されており、各センサ情報に基づいて、対応する種々の動作を実行し得るようになされている。また義足動作補助装置１には、後述する大腿義足の足部に装填するためのインソール８が、駆動ユニット２等とは別体に設けられている。
【００３０】  図２に、市販の大腿義足に本発明による義足動作補助装置１を取り付けた様子を示す。本実施の形態におる市販の大腿義足１０は、装着者の大腿断端部を収納する大腿ソケット１１と、足部１２が係合された下腿支柱１３とを回動可能に連結する膝関節継手１４を有する。
【００３１】  本発明による義足動作補助装置１を大腿義足１０に取り付ける際、大腿ソケット１１に大腿ソケットカフ６を巻着させて強固に締結させることにより、大腿フレーム３を大腿ソケット１１に固定接続させるとともに、下腿支柱１３の下側部（足首相当部位）に下腿接続リング７を多少余裕を持たせて巻き付けることにより、下腿フレーム４を下腿支柱１３に対して当該下腿支柱に長手方向に沿ってスライド移動できるように保持させる。
【００３２】  このように大腿ソケット１１に対しては大腿フレーム３を固定させる一方、下腿支柱１３に対しては下腿フレーム４を緩めに保持させるようにしたことにより、駆動ユニット２のアクチュエータの駆動力を膝関節継手１４の回転力として反映させることができる。
【００３３】  仮に下腿支柱１３に対して下腿フレーム４を固定させた場合には、駆動ユニット２のアクチュエータと膝関節継手１４との回転軸が一致していないため、駆動部のアクチュエータがロックされた状態となる可能性が非常に高い。このため下腿支柱１３に対して下腿フレーム４をスライドさせることにより、上述の回転軸の誤差を吸収することが可能となる。
【００３４】  なお、図３に示すように、大腿ソケットカフ６は、幅広の硬化締結ベルト６Ａとそれより幅が狭いフレキシブルバンド６Ｂの二重構造となっており、大腿ソケット１１に対して、最初に硬化締結ベルト６Ａを強固に巻着しておき、当該硬化締結ベルト６Ａを土台として、さらにフレキシブルバンド６Ｂを巻きつけることにより、大腿ソケット１１の種類にかかわらず、すべての大腿ソケット１１と大腿フレーム３とを強固に締結することができる。
【００３５】（２）義足動作補助装置１の内部システム構成  図４に本実施の形態による義足動作補助装置１の制御系システムの構成を示す。制御系システムは主として、装置全体の統括制御を司る制御装置５に内蔵されており、当該制御装置５の指令に応じて各種データが読書き可能にデータベース化されているデータ格納部２０を有する。
【００３６】  制御装置５に接続されている駆動ユニット２は、装着者の大腿義足１０に対してアシスト力を付与するアクチュエータを含む駆動部２１と各種センサ群とを有する。ここでいうアシスト力は、大腿義足１０の膝関節継手１４を回転軸として作用するトルクを生ずる力である。
【００３７】  駆動ユニット２において、駆動部２１におけるアクチュエータの出力軸と同軸上には、当該出力軸の回転角度を検出するポテンショメータからなる膝関節角度センサ２２が設けられ、装着者の動作に応じた膝関節角度及び角速度を検出するようになされている。
【００３８】  絶対角度センサ２３は、大腿フレーム３に設けられた加速度センサ及びジャイロセンサからなり、アクチュエータの出力軸を回転中心として大腿フレーム３に対する下腿フレーム４の絶対角度（鉛直方向に対する大腿方向の間で決まる大腿角度）を計測する。
【００３９】  また、装着者の大腿断端部における近傍位置の体表面には、生体信号検出センサからなる生体信号検出部２４が配置されており、当該装着者の大腿義足１０の膝関節継手１４を動作させるための生体電位信号（例えば上位中枢からの指令信号が脊髄を介して筋表面で電位の形で発生する表面筋電位（EMG : Electro Myogram/Myoelectricity））を検出するようになされている。
【００４０】  相互作用モーメントセンサ２５は、アクチュエータと下腿フレーム４との結合部に付着された歪みゲージからなり、下腿フレーム４の歪みに基づいてアクチュエータと大腿義足１０の下腿支柱１３との間に作用する力モーメントを計測する。この計測結果は、駆動ユニット２による運動負荷を示すと同時に、動作アシスト時にはアクチュエータからのトルク伝達レベルを示す尺度となる。
【００４１】  大腿義足１０の下腿フレーム４には、圧電型加速度センサからなる振動センサ２６が設けられ、歩行時の床面から大腿義足１０の足部１２を介して下腿支柱１３に加わる微振動を検出する。
【００４２】  また駆動ユニット２には、脚動作監視部としてのレーザレンジセンサ２７、ＲＧＢ−Ｄセンサ２８及び３Ｄ距離画像センサ２９が搭載されており、大腿義足１０を装着していない側の脚部の動作を監視するようになされている。
【００４３】  レーザレンジセンサ２７は、設置位置から見た対象物（障害物）に照射し、その反射光を受光して距離を算出する。これを一定角度間隔で距離を測定することにより、平面上に扇状の距離情報を最大30m、角度240度の範囲で得ることができる。
【００４４】  ＲＧＢ−Ｄセンサ２８は、ＲＧＢカラーカメラ機能に加えて、当該カメラから見た対象物（障害物）までの距離を計測できる深度センサを有し、対象物の３次元スキャンを行うことができる。この深度センサは赤外線センサからなり、構造化光の単一のパターンを対象物に投影した状態で対象を撮影し、そのパラメータを用いて三角測量により画像上の各点のデプスを算出する。
【００４５】  例えばＲＧＢ−Ｄセンサ２８として、例えばＫｉｎｅｃｔ（マイクロソフト社の商標名）を適用した場合、水平視野57度、垂直視野43度、センサ範囲は1.2m〜3.5mの範囲を撮影することが可能であり、ＲＧＢ画像は640×480、Ｄｅｐｔｈ（深度）画像は320×240画素で共に30フレーム／秒で取得できる。
【００４６】  ３Ｄ距離画像センサ２９は、ＬＥＤパルスを照射し、対象物からの反射光の到達時間を画素単位で計測すると同時に取得した画像情報を重畳することにより、対象物までの距離情報を画素単位で算出する。この３Ｄ距離画像センサ２９は、上述のＲＧＢ−Ｄセンサ２８よりも高精度の検出能力を有し、かつレーザレンジセンサ２７よりも視野角が広いことから、補完センサとして有用である。３Ｄ距離画像センサ２９として、例えばピクセルソレイユ（日本信号株式会社の商品名）を適用した場合、水平視野７２度、垂直視野７２度、センサ範囲は0.3m〜4.0mの範囲を撮影することが可能である。
【００４７】  また大腿義足１０の足部１２内に装填されるインソール８（図１）には、集音マイク３０が設けられ、当該大腿義足１０の歩行音を集音するようになされている。
【００４８】  このインソール８には、大腿義足１０の足部１２内の足底に対応する位置に、ＧＲＦ（Ground Reaction Force）センサ３１が設けられ、装着者の大腿義足１０を装着した足部１２の足裏面にかかる荷重に対する反力（すなわち床反力）を検出する。このＧＲＦセンサ３１は、足裏面にかかる荷重を前足部（つま先部）と後足部（踵部）とに分割して独立して測定可能である。
【００４９】  このＧＲＦセンサ３１は、例えば、印加された荷重に応じた電圧を出力する圧電素子、又は、荷重に応じて静電容量が変化するセンサなどからなり、体重移動に伴う荷重変化、及び装着者の脚と地面との接地の有無をそれぞれ検出することができる。
【００５０】  足部１２に装着されるインソール８は、集音センサ３０やＧＲＦセンサ３１以外に、ＭＣＵ（Micro Control Unit）からなるＧＲＦ制御部３２と送信部３３とを有する。ＧＲＦセンサ３１の出力を変換器３４を介して電圧変換した後、ＬＰＦ（Low Pass Filter）３５を介して高域周波数帯を遮断してからＧＲＦ制御部３２に入力される。
【００５１】  このＧＲＦ制御部３２は、ＧＲＦセンサ３１の検知結果に基づいて、装着者の体重移動に伴う荷重変化や接地の有無を求め、これをＧＲＦデータとして送信部３３を介して制御装置５内の受信部４０にワイヤレス送信する。
【００５２】  制御装置５は、駆動トルク推定部５０、関節トルク推定部５１、関節軸トルク推定部５２、データ入力部５３、データ格納部２０、パラメータ推定部５４、制御部５５、キャリブレーション部５６、データ出力部５７及び電力増幅部５８を備えている。
【００５３】  駆動トルク推定部５０は、駆動部（アクチュエータ）２１が発生した駆動トルク（Te）を推定する。例えば、駆動部２１に供給される電流値を検出し、この電流値を駆動部２１に固有となるトルク定数に乗じることによって駆動トルク（Te）を推定するものを適用することができる。
【００５４】  関節トルク推定部５１は、相対作用モーメントセンサ２５により検出された相対力（ΔF）に予め設定された係数を乗じたものと駆動トルク推定値（Te）との差分から、大腿義足１０の膝関節継手１４の関節モーメント（ΔT）を推定する。大腿義足１０には、駆動部２１の駆動トルク（Te）と膝関節継手１４の関節軸トルク（Tm）との合力が関節モーメント（ΔT）として作用するため、装着者は義足動作補助装置１を装着しない場合よりも小さな筋力で大腿義足１０を動作させることが可能になる。
【００５５】  関節軸トルク推定部５２は、駆動トルク推定部５０により推定された駆動トルク推定値（Te）と、関節トルク推定部５１により推定された関節モーメント推定値（ΔT）とに基づき、装着者の筋力による膝関節継手１４の関節軸トルク（Tm）を推定する。なお、関節軸トルク（Tm）を求めるのは、装着者が筋力を発生している状況下であってもパラメータ推定を可能とするためであり、装着者の動作状態でパラメータ推定を行う場合に有利である。
【００５６】  データ入力部５３は、義足動作補助装置１における各種検出部からの検出データや各種推定部からの推定データの入力インターフェイスである。このデータ入力部５３には、駆動ユニット２における膝関節角度センサ２２、絶対角度センサ２３、生体信号検出部２４、相対作用モーメントセンサ２５、ＧＲＦセンサ３１、振動センサ２６、レーザレンジセンサ２７、ＲＧＢ−Ｄセンサ２８、３Ｄ距離画像センサ２９からの出力情報が入力される。
【００５７】  データ格納部２０には、制御装置５における種々の演算処理を行う上で必要となるデータが格納されている。
【００５８】  パラメータ推定部５４は、データ格納部２０から読み取った運動方程式データ（Mi）及び既知パラメータ（Pk）を用いて対象となる運動方程式を演算環境上に構成し、かつ、当該運動方程式にデータ入力部５３からの駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）、及び関節角度θを代入可能に構成されている。
【００５９】  ここで、運動方程式データ（Mi）は、義足動作補助装置１及び大腿義足１０を含む装着者からなる系全体の運動方程式を構成するためのものである一方、既知パラメータ（Pk）は、義足動作補助装置１における各部の重量、膝関節継手１４の慣性モーメント、粘性係数及びクーロン摩擦係数等の動力学パラメータからなる。
【００６０】  パラメータ推定部５４は、読み込んだ駆動トルク推定データ（T’）、関節データ（θ）及び関節モーメント値（ΔT）、さらには関節軸トルク（Tm）をも考慮した演算処理を行い、大腿義足１０における各部の重量、膝関節継手１４の慣性モーメント、粘性係数、クーロン摩擦係数等の未知なる動力学パラメータ（Pu）を推定し、複数回数（例えば10回）繰り返して平均化して制御部５５に送出する。
【００６１】  キャリブレーション部５６は、推定された関節軸トルク（Tm）及びデータ入力部５３からの筋電位（ＥＭＧ）の比（Tm/EMG）と、データ格納部２０からの所定の設定ゲイン（Gs）とを読み取り、当該設定ゲイン（Gs）が許容可能な誤差範囲（Ea）外である場合には、筋電位データ（EMG）を補正して補正筋電位データ（EMG’）を求め、関節軸トルク（Tm）及び補正筋電位（EMG’）の比（Tm/EMG’）が設定ゲイン（Gs）と略等しくさせる。
【００６２】  この結果、大腿義足１０の未知なる動力学パラメータ（Pu）の推定精度が低下する事態を防止できるとともに、駆動部２１が発生するアシスト力が過小或いは過大となる事態をも防止することができる。
【００６３】  制御部５５は、データ格納部２０からの制御方法データ（Ci）、データ入力部５３からの駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）及び関節角度θ、並びにパラメータ推定部５４からの推定パラメータ（Pi）及びキャリブレーション部５６からの補正された筋電位（EMG’）を読み込み可能に構成されている。
【００６４】  また制御部５５は、制御方法データ（Ci）を用いて所定の制御部を演算環境上に構成し、この制御部に、駆動トルク推定値（Te）、関節トルク推定値（ΔT）、関節角度θ、推定パラメータ（Pi）及び筋電位（EMG’）を反映させることにより、駆動部２１を駆動制御するための制御信号（Ur）を送出可能である。
【００６５】  データ出力部５７は、制御部５５からの制御信号（Ur）を電力増幅部５８に送出するための出力インターフェイスとなるものである。電力増幅部５８は、データ出力部５７からの制御信号Urに応じて駆動部２１を駆動するものである。
【００６６】  さらに義足動作補助装置１は、装置自体がもつ物理的特性、すなわち大腿義足１０の膝関節継手１４の粘弾性やフレームの慣性による拘束に起因する自然な制御の妨げを解消すべく、インピーダンス調整に基づいてアシスト力を制御するようになされている。
【００６７】  すなわち義足動作補助装置１は、継手物理量検出部（膝関節角度センサ２２、絶対角度センサ２３、相対作用モーメントセンサ２５）の検出結果に応じて推定した大腿義足１０に固有の動力学パラメータに基づいて、制御部（インピーダンス調整部）５５は、膝関節継手１４に固有の機械インピーダンスを調整し、当該機械インピーダンスに基づき駆動部（アクチュエータ）２１を制御することにより、大腿義足１０における膝関節継手１４の慣性モーメント、粘性、弾性が補償され、歩行動作におけるアシスト率を向上させるとともに、大腿義足１０を装着している装着者への違和感を軽減させることができる。
【００６８】  このように義足動作補助装置１では、装置自体に大腿義足１０を加えた系全体の特性を変更することにより、大腿義足１０の特性を間接的に変更して調節することが可能となる。例えば、系全体の慣性項及び粘性摩擦項の影響を抑えることができるように駆動トルクを調節することにより、装着者が本来有する反射等の機敏な動作を行う能力を最大限に発揮することが可能となる。さらには、大腿義足１０自体の慣性項や粘性摩擦項の影響をも抑えることができ、装着者に本来の周期よりも早く歩行させたり、装着前よりも滑らかに（粘性摩擦の小さい）動作をさせることもできる。
【００６９】  さらに義足動作補助装置１は、装着者の大腿義足１０に装着された状態において当該装着者固有の動力学パラメータをパラメータ推定部５４により推定し、該推定した動力学パラメータを代入した運動方程式に基づき制御装置５により駆動部２１を制御することができるため、大腿義足１０の種類や個体差等の変動要因によらず、制御装置５が用いる制御方法に応じた効果を発揮することができる。
【００７０】  また関節軸トルク推定部５２により推定された関節軸トルク（Tm）をも代入した運動方程式に基づき制御装置５により駆動部２１を制御することができるため、装着者から筋力が発生している状態においても動力学パラメータを推定することができ、当該動力学パラメータを推定するための待ち時間を装着者に要することなく、上記の効果を発揮することができる。
【００７１】  生体信号検出部２４により検出された筋電位（EMG）と、関節軸トルク推定部５２により検出された関節軸トルク（Tm）との相互間のゲインを、予め設定された設定ゲイン（Gs）となるように調整するキャリブレーション部５６をさらに備えるため、生体信号検出部２４からの検出結果に感度不良や感度過剰が生じる事態を未然に防止することができる。
【００７２】  この結果、大腿義足１０の動力学パラメータの推定精度が低下する事態を防止できるとともに、駆動部２１が発生するアシスト力が過小或いは過大となる事態をも防止することができる。しかも、本実施の形態による義足動作補助装置１によれば、大腿義足１０を装着する装着者から筋力が発生している状態においてもキャリブレーションを行うことができ、当該キャリブレーションを行うための待ち時間を装着者に要しない。
【００７３】  パラメータ推定部５４により推定された動力学パラメータを用いた重力補償及び慣性補償の少なくとも何れか一方を制御装置５に適用して、膝関節継手１４に固有の機械インピーダンスを調整して駆動部を制御することができるため、装置自体の重さが装着者に負担となる事態や、動作時において装置自体の慣性が装着者に違和感を与える事態を防止することができる。
【００７４】  このようにして本実施の形態の義足動作補助装置によれば、市販の大腿義足に義足動作補助装置を取り付けた際、駆動部と当該大腿義足の膝関節継手とが同一の動力作用位置でなくても、装着者への違和感を極力なくしながら、駆動部の出力を膝関節継手に伝達させることが可能となる。
【００７５】  なお、制御装置５において、インソール８内に搭載されたＧＲＦセンサ３１の検知結果であるＧＲＦデータが当該インソール８内の送信部３３からワイヤレス送信されて、受信部４０を介してデータ入力部５３に受信するようになされている。制御部５５は、データ入力部５３に入力されたＧＲＦデータを受信した後、当該ＧＲＦデータに基づく足裏に係る荷重をデータ格納部２０に格納する。
【００７６】  また制御装置５では、パラメータ推定部５４は、継手物理量検出部（膝関節角度センサ２２、絶対角度センサ２３、相対作用モーメントセンサ２５）の検出結果と、脚動作監視部（レーザレンジセンサ２７、ＲＧＢ−Ｄセンサ２８及び３Ｄ距離画像センサ２９）による監視結果とに基づいて、大腿義足１０の動力学パラメータを推定することにより、大腿義足１０を装着していない側の脚部の動作も監視しながら歩行パターンを参照することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部２１の出力を膝関節継手１４に伝達させることが可能となる。
【００７７】  さらに制御装置５では、パラメータ推定部５４は、推定した大腿義足１０の動力学パラメータを、集音マイク３０により集音された大腿義足１０の歩行音に基づいて床面の状態を把握しながら修正することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部２１の出力を膝関節継手１４に伝達させることが可能となる。
【００７８】  さらに制御装置５では、パラメータ推定部５４は、推定した大腿義足１０の動力学パラメータを、振動センサ（振動検出部）２６により検出された振動に基づいて床面の状態を把握しながら修正することにより、さらに正確に装着者への違和感をなくすように駆動部２１の出力を膝関節継手１４に伝達させることが可能となる。
【００７９】（３）装着者の歩行動作に伴うアシスト制御  次に、義足動作補助装置１が装着者の大腿義足１０に装着された際に、装着者の歩行動作に伴って制御装置５が実行するアシスト制御について説明する。
【００８０】  本実施の形態による義足動作補助装置１において、制御装置５は、後述するフェーズシーケンス制御を実行することにより、フェーズごとに異なる制御手法を適用して駆動ユニット２を制御するようになされている。
【００８１】  制御装置５におけるデータ格納部２０には、タスクとして分類した装着者の動作パターンを構成する一連の最小動作単位（フェーズ）を表す複数の基準パラメータが格納されている。
【００８２】  制御部５５は、絶対角度センサ２３により検出された大腿角度と、膝関節角度センサ（ポテンショメータ）２２により検出された膝関節角度のデータと、ＧＲＦセンサ３１により検出された荷重のデータとを、データ格納部２０に格納されている基準パラメータの膝関節角度及び荷重と比較することにより、装着者のタスクのフェーズを推定する。
【００８３】  そして、制御部５５は、特定したフェーズの制御データに応じた指令信号を生成し、この動力を駆動部２１に発生させるための指令信号を電力増幅部５８に供給する。電力増幅部５８は、駆動部２１のアクチュエータを駆動する電流を制御してアクチュエータのトルクの大きさ及び回動角度を制御して大腿義足１０の膝関節継手１４にアクチュエータによるアシスト力を付与する。
【００８４】  このように、義足動作補助装置１は、装着者の大腿部に貼り付けられた生体信号検出部（生体信号検出センサ）２４によって検出された検出信号に基づいて、アクチュエータを制御する制御信号が電力増幅部５８によって増幅されて駆動部２１のアクチュエータに供給され、大腿義足１０の膝関節継手１４にアクチュエータのトルクがアシスト力として伝達される。
【００８５】  ここで健常者の場合、歩行の基本的パターンは脳幹や脊髄で生成されるため、四肢の運動を意識することなく、半ば自動的に歩行が可能である。従って義足動作補助装置１を使用した装着者も半ば自動的に歩行可能である必要がある。このため歩行状態を推定した駆動ユニット２を制御する自律歩行制御を行い、歩行時の運動支援を行う。
【００８６】  このため本実施の形態においては、制御装置５は、歩行の状態を遊脚期と支持脚期とにフェーズ分割して捉えて、ＧＲＦセンサ３１による測定結果に基づいて駆動ユニット２を制御する。遊脚期は足が地面から離れ下腿を振り出す動作の期間である。支持脚期は足が地面に接地し自重を支えている期間である。
【００８７】  図５に歩行中の装着者の大腿部の股関節角度と大腿義足１０の膝関節継手１４の膝関節角度とを示す。支持脚期から遊脚期へ遷移した直後に膝関節継手１４が屈曲する。同時に股関節は屈曲し足が前方に移動する。遊脚期中期から膝関節は股関節の屈曲に遅延して伸展を開始する。
【００８８】  そこで、遊脚期制御では、大腿部の動作に大腿義足１０の下腿支柱１３が遅延して追従するように、絶対角度センサ２３から得られる大腿角度から角速度を算出し、その角速度を用いて、股関節に連動して膝関節継手１４が屈曲するように駆動部２１を制御する。支持期脚には、膝関節継手１４の膝折れを防止するため、完全伸展位を目標角度として位置制御を行う。
【００８９】  遊脚期と支持脚期の制御を切り替えるために、制御部５５は、フェーズ判定を行う必要がある。図６に歩行時の前足部（つま先部）及び後足部（踵部）における床反力をそれぞれ示す。歩行中は足部１２の後足部（踵部）から着地するため、後足部側の床反力が前足部（つま先部）側の床反力に先行して上昇する。離床時は足部１２の後足部が先に離れてから、追って前足部が離れるため、前足部側の床反力が後足部側の床反力より後に減少する。
【００９０】  これらを利用して、制御部５５は、インソール８における前足部側の床反力と後足部側の床反力の情報（荷重を表すＧＲＦデータ）に基づいてフェーズを判定する。後足部側の床反力が上昇した際に、遊脚期から支持脚期に切り替わり、前足部側の床反力が減少した際に支持脚期から遊脚期に切り替わると判定する。
【００９１】  実環境では歩行経路上に障害物等が存在する場合がある。よって自律歩行制御中に随意運動への切り替えが必要な状況がある。そこで自律歩行制御と随意運動制御のハイブリッド制御を行う。支持脚期の制御を随意運動制御より優先し、遊脚期中に動作意思を検出したときのみ随意運動制御に切り替わる。これにより歩行経路上の障害物を回避することが可能となる。
【００９２】  随意運動制御では生体電位信号によって動作意思を検出し、駆動ユニット２の制御を行う。生体信号検出部２４において、生体信号検出センサは膝関節の屈曲側と伸展側の表面筋電位が検出可能な、大腿の２箇所に貼り付け、生体電位信号の強度の差から動作意思を推定する。屈曲と伸展をそれぞれフェーズとして捉える。
【００９３】（３−１）階段上昇のための制御方法  階段上昇のために、遊脚期と支持脚期との異なるフェーズが用いられる。大腿義足１０の足部１２が階段に接触する際、まず前足部（つま先部）側が後足部（踵部）側よりも先に階段に接触する。前足部側の床反力が増加するとき、遊脚期から支持脚期にフェーズが遷移する。
【００９４】  足部１２が階段から離れる際、まず後足部側が前足部側よりも先に階段から離れる。後足部側の床反力が減少するとき、支持脚期から遊脚期にフェーズが遷移する。
【００９５】  支持脚期には、トルクは健常者に例えた膝関節角度とトルクとの間での決まる関係を用いて計算される。本実施の形態において、トルクτは、次の（１）式のように表される。【数１】
0006793203.tif 000002
この（１）式において、θkは図７に示す膝関節角度、α、α′、β、β′、β”は一次関数のパラメータである。θt1とθt2は、この関数の閾値を示す。
【００９６】  遊脚期には、膝関節角度の軌道を参照にして経路が調整される。参照される膝関節角度は、躍度最小軌道を用いることによって計算され、当該膝関節角度の軌道は、膝関節の角速度、最大角度位置、大腿義足１０の足部１２を階段に接触させるための角度位置から計算される。本実施の形態において、経路は、次の（２）式のように表される。【数２】
0006793203.tif 000003
この（２）式において、θk0は初期膝関節角度、θ・koは初期膝関節角速度である。θtは階段接触時の膝関節角度、ｔpは遊脚期継続時間である。
【００９７】（３−２）階段降下のための制御方法  健常者が階段を下降するとき、遊脚期の間、膝関節が屈曲位から伸展するように求心性収縮（短縮性収縮）が発生する。この求心性収縮は、筋の長さが短縮し、起始と停止が近づく収縮様式である。そして支持脚期の間、膝関節が伸展位からゆっくり屈曲するように遠心性収縮（伸張性収縮）が発生する。この遠心性収縮は、筋の長さが伸長し、起始と停止が離れるような収縮様式である。
【００９８】  このようなトルク発生の方向は、回転方向に関係なく同じであるため、フェーズ分けは不要であり、一つのフェーズにて制御可能である。トルクは、次の（３）式のように表される。【数３】
0006793203.tif 000004
この（３）式は、駆動ユニット２がばねやダンパのようなトルクを供給することが意味するものであり、τは指令トルク、θkは膝関節角度、θkfは完全伸展角度、θ・は膝関節角速度、ｋp及びｋdはゲインコントロールを表す。
【００９９】  このように本実施の形態の義足動作補助装置１によれば、装着者のタスクのフェーズを推定して、当該フェーズに応じた動力を駆動部に発生させながら、平地歩行のみならず階段の昇降動作をも、装着者の動作に合わせて円滑にタスクを切り替えて、健常者と同等の歩行を行うことができる。
【０１００】（４）階段昇降動作試験  本実施の形態による義足動作補助装置１を市販の大腿義足（Ottobock社製の3R80+）に取り付けて、実際に装着者が歩行する実験を行った。この実験では、健常者が大腿義足を装着するため、対象となる脚を屈曲して保持するためのバイパス義足を模擬の大腿ソケットとして、当該バイパス装具に大腿義足１０が固定保持されたものを適用する。
【０１０１】  本試験において、健常者は身長173cm、体重83kgであり、５段ステップの階段を昇り動作及び降り動作を交互に行う。なお、階段のサイズは、各ステップの蹴上げ（高さ）が12.4cm、踏み面が27.2cm、幅が92.5cmである。
【０１０２】  本試験において、階段昇り動作と階段降り動作のために、膝関節角度、膝関節トルク、前足部（つま先部）側及び後足部（踵部）側の床反力について、平均値及び標準偏差を計算する。当該計算に必要なすべてのパラメータは、階段昇り動作及び階段降り動作を実現するために対象者に合わせて調整するようにした。
【０１０３】  図８に、健常者がバイパス装具を用いて、大腿切断者と同様に片脚を不自由な状態にしておき、当該片脚に本実施の形態による義足動作補助装置１を装着してから、階段昇り動作を実行する際の動作過程を示す。
【０１０４】  図９は、トルクが正常化された後における階段昇り動作の間の膝関節角度（図９（Ａ））、膝関節トルク（図９（Ｂ））、前足部（つま先部）側及び後足部（踵部）側の床反力（図９（Ｃ））を示す。
【０１０５】  一歩の所要時間は平均1.70sであり、標準偏差は0.10sであった。膝関節の最大角度は平均78.2度、最小角度は4.8度、膝関節伸長のための最大トルクは0.641nm/kg、膝関節屈曲のための最大トルクは0.417nm/kgであった。
【０１０６】  階段昇り動作の試験によれば、フェーズが支持脚期に変わったとき、伸展のための発生トルクが最大値に到達した。膝関節は、同じ瞬間に伸展し始めた。そのとき膝関節角度が完全に伸展角度に到達した。フェーズが遊脚期に変わったとき、屈曲のためのトルクが発生し始めた。フェーズが遊脚期に変化した後に最大値に到達した。膝関節角度はその後最大値に到達した。このように全体として、義足動作補助装置１を装着した場合でも健常者と同じように段階的な方法で階段昇り動作を行い得ることを確認できた。
【０１０７】  図１０に、健常者がバイパス装具を用いて、大腿切断者と同様に片脚を不自由な状態にしておき、当該片脚に本実施の形態による義足動作装置を装着してから、階段降り動作を実行する際の動作過程を示す。
【０１０８】  図１１は、トルクが正常化された後における階段降り動作の間の膝関節角度（図１１（Ａ））、膝関節トルク（図１１（Ｂ））、前足部（つま先部）側及び後足部（踵部）側の床反力（図１１（Ｃ））を示す。
【０１０９】  一歩の所要時間は平均1.28sであり、標準偏差は0.13sであった。膝関節の最大角度は平均39.6度、最小角度は2.3度、膝関節伸長のための最大トルクは0.031nm/kg、膝関節屈曲のための最大のトルクは0.321nm/kgであった。
【０１１０】  階段降り動作の試験によれば、足部が階段に接触したときに膝関節が屈曲し始めた。膝関節角度が最大角度に到達したとき、伸展のための発生トルクが最大値に到達した。足部が階段を離れたとき、膝関節が伸展し始めた。そのとき膝関節角度は完全な伸展角度に到達した。全体として、義足動作補助装置１を装着した場合でも健常者と同じように段階的な方法で階段降り動作を行い得ることを確認できた。
【０１１１】（５）障害物またぎ試験  本発明では、上述の階段昇降動作試験に加えて、障害物をまたいで経路を通過する試験（またぎ試験）を行い、またぎ動作前後の生体電位信号を含む各センサ値を測定することにより、義足動作補助装置１が随意的に動作可能であり、随意的動作により義足で困難な動作が可能であることを確認した。
【０１１２】  図１２に障害物またぎ試験の歩行制御の説明に供するタイミングチャートを示す。生体電位信号は100％MVC時の値のもとに正規化を行った値である（図１２（Ｂ））。１歩ごとに特徴的な床反力と大腿角速度の変化がみられる（図１２（Ａ）及び（Ｃ））。歩行制御に基づき、歩行時のフェーズが正しく切り替わっている（図１２（Ｆ））。動作意思を検出したときには歩行時と比べて膝関節が大きく屈曲していることが確認できる（図１２（Ｅ））。
【０１１３】（６）他の実施の形態  本実施の形態においては、大腿フレーム及び下腿フレーム間を駆動ユニットの駆動部（アクチュエータ）が回転駆動させる構造の義足動作補助装置１を適用した場合について述べたが、本発明はこれに限らず、アクチュエータの駆動出力をシリンダの直線往復運動として大腿フレーム及び下腿フレームを相対的に可動させるようにしても良い。
【０１１４】  すなわち例えば図１３に示すように義足動作補助装置７０において、駆動ユニット７１を油圧式や、空圧式、リニアモータ式等のシリンダ７１Ａから構成する。この当該シリンダ７１Ａの一端及び他端には大腿フレーム７２及び下腿フレーム７３がそれぞれ可動自在に連結されるとともに、大腿フレーム７２及び下腿フレーム７３同士は関節可動部７４を介して回転自在に連結されている。
【０１１５】  大腿フレーム７２には、外側にアクチュエータを駆動制御するための制御装置５（図４）及び電源供給用のバッテリ（図示せず）が取り付けられるとともに、内側に大腿ソケットカフ（締結部材）６が接続されている。下腿フレーム７３には、フレーム本体の下端内側に下腿接続リング（保持部材）７が接続されている。
【０１１６】  この義足動作補助装置７０によれば、駆動ユニット７１内に駆動部（アクチュエータ）の駆動出力をシリンダ７１Ａの直線往復運動に変換させることにより、関節可動部７４を回転中心として大腿フレーム７２及び下腿フレーム７３を相対的に可動させることが可能となる。
【符号の説明】
【０１１７】  １、７０……義足動作補助装置、２、７１……駆動ユニット、３、７２……大腿フレーム、４、７３……下腿フレーム、５……制御装置、６……大腿ソケットカフ、７……下腿接続リング、８……インソール、１０……大腿義足、１１……大腿ソケット、１２……足部、１３……下腿支柱、１４……膝関節継手、２０……データ格納部、２１……駆動部、２２……膝関節角度センサ、２３……絶対角度センサ、２４……生体信号検出部、２５……相互作用モーメントセンサ、２６……振動センサ、２７……レーザレンジセンサ、２８……ＲＧＢ−Ｄセンサ、２９……３Ｄ距離画像センサ、３０……集音マイク、３１……ＧＲＦセンサ、３２……ＧＲＦ制御部、３３……送信部、４０……受信部、５０……駆動トルク推定部、５１……関節トルク推定部、５２……関節軸トルク推定部、５３……データ入力部、５４……パラメータ推定部、５５……制御部、５６……キャリブレーション部、５７……データ出力部、５８……電力増幅部、７４……関節可動部。
【図１】
0006793203.tif 000005
【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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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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