(57)【要約】【課題】膝関節角度センサの検出結果にチャタリング現象による変動が含まれていても、膝関節等の動作の補助を安全に開始又は終了させることが可能な動作補助装置を提供する。【解決手段】膝関節の屈曲動作の補助において、動作の補助の開始に対応する第１オン閾値THon1と、補助の終了に対応する第１オフ閾値THoff1と、に基づき、膝関節角度データθｋが第１オン閾値THon1となったときに補助を開始し、それが第１オフ閾値THoff1となったときに補助を終了する。このとき、第１オン閾値THon1と第１オフ閾値THoff1との差Ｄ１が、チャタリング現象による変動に対応した差とされている。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被補助者の下肢の関節の動作を補助する動作補助装置において、
前記関節に対応した前記下肢の部分に装着可能であり、且つ、屈曲動作又は伸展動作の少なくともいずれかを含む前記関節の動作を補助する補助手段と、
前記関節を曲げる方向における当該関節の角度を検出する検出手段と、
前記補助手段による前記動作の補助を開始すべき前記角度に相当する開始閾値を示す開始閾値情報と、当該開始閾値と異なる終了閾値であって前記補助を終了すべき前記角度に相当する終了閾値を示す終了閾値情報と、をそれぞれ記憶する記憶手段と、
前記記憶されている開始閾値情報及び終了閾値情報に基づいて、前記検出された角度が前記開始閾値となったときに前記補助を開始し、前記検出された角度が前記終了閾値となったときに前記補助を終了するように前記補助手段を制御する制御手段と、
を備え、
前記開始閾値と前記終了閾値との差が、前記角度の検出結果に含まれる変動に対応した差とされてい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、
前記差が、前記動作の方向に曲がる前記関節の前記検出された角度が前記開始閾値に到達した後、前記変動を含む当該検出された角度が到達しない前記終了閾値となる差であ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、
前記屈曲動作時に用いられる前記開始閾値及び前記終了閾値と、前記伸展動作時に用いられる前記終了閾値及び前記開始閾値と、が異な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、
前記関節は膝関節又は股関節であ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４のいずれか一項に記載の動作補助装置において、
前記記憶手段は、前記被補助者の右脚に対応する前記開始閾値及び前記終了閾値をそれぞれ示す前記開始閾値情報及び前記終了閾値情報と、前記被補助者の左脚に対応する前記開始閾値及び前記終了閾値をそれぞれ示す前記開始閾値情報及び前記終了閾値情報と、を別個に記憶しており、
前記制御手段は、各前記開始閾値及び各前記終了閾値に基づいて、前記右脚に装着されている前記補助手段と、前記左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御す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、
前記開始閾値又は前記終了閾値の少なくともいずれか一方を変更するために用いられる変更手段を更に備え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制御手段及び前記記憶手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段及び当該記憶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し、より詳細には、患者等の被補助者の下肢の関節の動作を補助する動作補助装置及び当該動作補助装置用の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。以下、単に「リハビリ」と称する。）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リハビリを行っていた。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（外力を用いて行うリハビリ）に関する研究／開発が行われている。このような他動的なリハビリには、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下肢（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、必要なリハビリを行える。
【０００３】
なお上記リハビリ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。この歩行補助装置では、床面上を歩行中における患者の膝関節部に装着された歩行アシストロボットにおいて、踵の離地を検出する中敷センサと、膝関節角度センサ及び股関節角度センサそれぞれの変化をトリガとして、モータにより膝関節部の屈曲及び伸展動作を補助する構成とされている。なお以下の説明において、上記膝関節角度センサ及び股関節角度センサを単に「膝関節角度センサ等」と称する。また、膝関節角度は膝関節を屈曲させた（即ち膝を曲げた）ときに増加する膝関節の角度として定義され、更に股関節角度は、脚を前に振り出して股関節を屈曲させたときに増加する股関節の角度として定義される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２０１３−１１１３７９号公報（第１図等）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上記特許文献１に開示されている技術では、膝関節角度センサ等における設定閾値への到達タイミング（換言すれば上記トリガのオン／オフの切り換わりタイミング）が、短い時間に交互に複数回連続して検出されてしまう現象が発生するという問題点があった。この現象は、いわゆる「チャタリング現象」と称されるものであり、膝関節角度センサ等内に発生する電気的な雑音や、患者の不安定な（例えば一方向的でない）動作に起因して発生する。このとき、特に膝関節の角度に関しては、それが増加方向に変化する膝関節の屈曲における設定閾値への到達（即ちトリガオン）と、それが減少方向に変化する膝関節の伸展における当該設定閾値への到達（即ちトリガオフ）の双方を一つの設定閾値を用いて制御するため、意図しないタイミングで補助動作が開始される場合がある。より具体的には、例えば踵が歩行面を離れたことが中敷きセンサにより検出された後に、膝関節の角度が増加する方向で設定閾値に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始することとしていると、例えば膝関節の角度が設定閾値を越えた状態（即ち膝関節をある程度屈曲させた状態）で踵が歩行面を離れた場合、その膝関節の屈曲動作の補助は開始されず、歩行アシストロボットとしては、膝関節の角度が増加して閾値に到達する（即ちトリガオンとなる）タイミングを待ち続けることになる。そしてこのまま、膝の屈曲とその後の伸展を含む歩行を患者が続けると、膝関節を伸展させる方向（即ち膝関節の角度が減少する方向）に膝関節を動かしている際に発生するチャタリングにより、歩行アシストロボットがその時になって初めて「トリガオン」であると検出（誤検出）してしまうことになる。そしてこの結果として、膝関節の伸展後の足裏が着地するタイミングの付近で、膝関節の屈曲の補助が開始してしまうこととなり、この状態は、患者にとっては非常に危険な状態であるという問題点があった。
【０００６】
そこで、本発明は上記の問題点に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、膝関節角度センサ等に上記チャタリング現象が発生してその検出結果にチャタリング現象による変動が含まれていても、膝関節等の動作の補助を安全に開始又は終了させることが可能な動作補助装置及びその動作補助装置の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】
【０００７】
上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、被補助者の下肢の関節の動作を補助する動作補助装置において、前記関節に対応した前記下肢の部分に装着可能であり、且つ、屈曲動作又は伸展動作の少なくともいずれかを含む前記関節の動作を補助する駆動ユニット等の補助手段と、前記関節を曲げる方向における当該関節の角度を検出する膝関節角度センサ等の検出手段と、前記補助手段による前記動作の補助を開始すべき前記角度に相当する開始閾値を示す開始閾値情報と、当該開始閾値と異なる終了閾値であって前記補助を終了すべき前記角度に相当する終了閾値を示す終了閾値情報と、をそれぞれ記憶する記憶部等の記憶手段と、前記記憶されている開始閾値情報及び終了閾値情報に基づいて、前記検出された角度が前記開始閾値となったときに前記補助を開始し、前記検出された角度が前記終了閾値となったときに前記補助を終了するように前記補助手段を制御するＣＰＵ等の制御手段と、を備え、前記開始閾値と前記終了閾値との差が、前記角度の検出結果に含まれる変動に対応した差とされている。
【０００８】
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制御手段及び前記記憶手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段及び当該記憶手段として機能させる。
【０００９】
請求項１又は請求項７に記載の発明によれば、下肢の関節の動作の補助を開始すべき開始閾値を示す開始閾値情報と、当該補助を終了すべき終了閾値を示す終了閾値情報と、に基づき、関節の角度が開始閾値となったときに補助を開始し、当該角度が終了閾値となったときに補助を終了する。このとき、開始閾値と終了閾値との差が、関節の角度の検出結果に含まれる変動に対応した差とされている。よって、当該検出結果に含まれる変動に対応した差を有する二つの閾値（開始閾値及び終了閾値）に基づいて関節の動作補助の開始及び終了を制御するので、当該変動が含まれていても、関節の動作補助を安全に開始又は終了させることができる。
【００１０】
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、前記差が、前記動作の方向に曲がる前記関節の前記検出された角度が前記開始閾値に到達した後、前記変動を含む当該検出された角度が到達しない前記終了閾値となる差であるように構成される。
【００１１】
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、開始閾値と終了閾値との差が、その動作の方向に曲がる関節の角度が開始閾値に到達した後、変動を含む当該角度が到達しない終了閾値となる差であるので、関節の角度の変動を確実に吸収して安全に関節の動作補助を開始又は終了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、前記屈曲動作時に用いられる前記開始閾値及び前記終了閾値と、前記伸展動作時に用いられる前記終了閾値及び前記開始閾値と、が異なるように構成される。
【００１３】
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、屈曲動作時に用いられる開始閾値及び終了閾値と、伸展動作時に用いられる終了閾値及び開始閾値と、が異なるので、各動作の内容に対応させて適切な閾値とすることができる。
【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、前記関節は膝関節又は股関節であるように構成される。
【００１５】
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、下肢の関節が膝関節又は股関節であるので、膝関節又は股関節それぞれにおける屈曲動作又は伸展動作の補助を安全に開始又は終了させることができる。
【００１６】
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４のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記記憶手段は、前記被補助者の右脚に対応する前記開始閾値及び前記終了閾値をそれぞれ示す前記開始閾値情報及び前記終了閾値情報と、前記被補助者の左脚に対応する前記開始閾値及び前記終了閾値をそれぞれ示す前記開始閾値情報及び前記終了閾値情報と、を別個に記憶しており、前記制御手段は、各前記開始閾値及び各前記終了閾値に基づいて、前記右脚に装着されている前記補助手段と、前記左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御するように構成される。
【００１７】
請求項５に記載の発明によれば、請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、右脚に対応する開始閾値情報及び終了閾値情報と、左脚に対応する開始閾値情報及び終了閾値情報と、が別個に記憶されており、各開始閾値及び各終了閾値に基づいて、右脚に装着されている補助手段と、左脚に装着されている補助手段と、が別個独立に制御される。よって、左右の脚で状態が異なる場合でも、それぞれの関節の動作を安全に開始又は終了させることができる。
【００１８】
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、前記開始閾値又は前記終了閾値の少なくともいずれか一方を変更するために用いられる操作部等の変更手段を更に備える。
【００１９】
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、開始閾値又は終了閾値の少なくともいずれか一方が変更可能であるので、被補助者の状態に応じて、適切且つ安全に関節の動作補助を開始又は終了させることができる。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、下肢の関節の動作の補助を開始すべき開始閾値を示す開始閾値情報と、当該補助を終了すべき終了閾値を示す終了閾値情報と、に基づき、関節の角度が開始閾値となったときに補助を開始し、当該角度が終了閾値となったときに補助を終了する。このとき、開始閾値と終了閾値との差が、関節の角度の検出結果に含まれる変動に対応した差とされている。
【００２１】
従って、関節の角度の検出結果に含まれる変動に対応した差を有する二つの閾値（開始閾値及び終了閾値）に基づいて関節の動作補助の開始及び終了を制御するので、当該変動が含まれていても、関節の動作補助を安全に開始又は終了させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
【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等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】実施形態に係る患者の歩行パターンの一例を示す模式図である。
【図７】実施形態に係る膝関節の補助動作に関連する各閾値を説明する図であり、（ａ）は当該補助動作の開始時に用いられる閾値を例示する図であり、（ｂ）は当該補助動作の終了時に用いられる閾値を例示する図である。
【図８】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。
【発明を実施するための形態】
【００２３】
以下、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。上記患者は、本発明に係る「被補助者」の一例に相当する。
【００２４】
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り、図３は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り、図４は当該歩行補助装置における制御パターン等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の一例を示す模式図であり、図６は実施形態に係る患者の歩行状態の一例を示す模式図であり、図７は実施形態に係る膝関節の補助動作に関連する各閾値を説明する図であり、図８は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。
【００２５】
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。なお歩行補助装置Ｓは、本発明に係る「動作補助装置」の一例に相当する。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。なお上記膝関節角度センサは、本発明に係る「検出手段」の一例に相当する。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。このとき、上記ＣＰＵ４２が本発明に係る「制御手段」の一例に相当し、操作部４１が本発明に係る「変更手段」の一例に相当し、記憶部が本発明に係る「記憶手段」の一例に相当する。
【００３３】
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、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クラッチ部５１と、が含まれている。このとき、ＤＣモータ５０は例えばＰＷＭ（Pulse Width Modulation）方式により駆動されるＤＣモータであり、ＤＣモータ５０及びクラッチ部５１が、本発明に係る「補助手段」の一例に相当する。
【００３４】
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。
【００３５】
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７を用いて説明する。
【００３６】
実施形態に係る歩行補助装置Ｓを使用するに際しては、まず始めに、歩行補助装置Ｓが患者に装着され、歩行補助装置Ｓを用いた歩行動作の補助を制御するための制御パターンの生成処理が行われる。即ち図４に示すように、歩行補助装置Ｓが患者に装着されてその電源がオンとされると、左右それぞれのクラッチ部５１を開放する（ステップＳ１）。具体的に歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、上記電源オン後にクラッチ部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、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リンク機構部３が自由に可動可能となり、患者がその膝関節を自由に動かすことができるようになる。
【００３７】
次にＣＰＵ４２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）。ここで、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が立ち止まった状態のときＣＰＵ４２は、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股関節角度センサ１５から取得し、角度θＨの補正値とする。そしてＣＰＵ４２は、取得した股関節角度データをＣＰＵ４２の上記記憶部に記憶する。
【００３８】
このとき図５に示すように、患者６０の膝部５の膝関節部における角度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の股関節部における上記角度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前方にある場合が正（プラス）であり、歩行方向の後方にある場合が負（マイナス）となる。また歩行面６５は、床又は地面等である。
【００３９】
次に、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が三、四歩程歩く中で、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との成す上記角度θｋを示す膝関節角度データを取得する。なお以下の説明において、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す上記角度θｋを示す膝関節角度データを、単に「膝関節角度データθｋ」と称する。また足裏センサ１７に関して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。そして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からの信号を上記記憶部に記憶する。
【００４０】
次にＣＰＵ４２は、取得した足裏センサ１７からの信号に基づき、当該信号についての閾値を決定する（ステップＳ４）。具体的にＣＰＵ４２は、足裏センサ１７からの信号が「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」になったと判定するための閾値と、足裏センサ１７からの信号が「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」になったと判定するための閾値を、足裏センサ１７から取得した信号に基づいて予め設定された方法により設定する。このとき、足裏センサ１７からの信号が「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」になったと判定するための閾値は、その歩行により患者の踵が床面６５から離れたことを判定するための閾値であり、以下この閾値を「足裏センサオン閾値」と称する。これに対し、足裏センサ１７からの信号が「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」になったと判定するための閾値は、その歩行により患者の踵が床面６５に着いた（接地した）ことを判定するための閾値であり、以下この閾値を「足裏センサオフ閾値」と称する。
【００４１】
次にＣＰＵ４２は、足裏センサ１７からの信号に基づき、患者の歩行周期、遊脚期、及び立脚期をそれぞれ特定する（ステップＳ５）。具体的にＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサ１７からの信号が「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」になった（即ち、患者６０の脚が歩行面６５から離れた状態になった）時点から、その信号が「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」になった（即ち、脚が歩行面６５に接地した）時点を経て、再びその信号が「ＨＩＧＨ」になった時点までの期間を、歩行周期として特定する。この歩行周期は、換言すれば、患者６０の踵の離床時から、その踵の次の離床時までの期間に相当する。次にＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサ１７からの信号が「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」になった時点から、その信号が「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」になった時点を遊脚期として特定し、その信号が「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」になった時点から、再びその信号が「ＨＩＧＨ」になった時点までを立脚期として特定する。換言すれば、上記遊脚期は、患者６０の踵の離床時から次の着床時までの期間に相当し、上記立脚期は、患者６０の踵の着床時から次の離床時までの期間に相当する。更には、図６において、上記立脚期は、歩行において左右いずれか一方の脚に患者６０の体重がかかっている期間をいい、上記遊脚期は、その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歩行面６５から離して（浮かせて）前に移動させている期間）をいう。
【００４２】
次にＣＰＵ４２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ＣＰＵ４２は、取得した角度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を特定する。この極値タイミングにおける膝関節部の屈曲角度の最大値は、図５に示すように、患者６０の大腿部を基準としてその膝関節が最も屈曲した状態である。
【００４３】
次にＣＰＵ４２は、患者６０の膝関節の屈曲動作及び伸展動作それぞれの補助を行うための膝関節角度データの各閾値、及びこれに伴う下記トリガ信号をそれぞれ設定する（ステップＳ７）。なお以下の説明において、患者６０の膝関節の屈曲動作を単に「屈曲動作」と称し、当該膝関節の伸展動作を単に「伸展動作」と称する。この場合に、上記極値タイミングを境として屈曲動作から伸展動作に遷移することになる。
【００４４】
即ち図４のステップＳ７としてＣＰＵ４２は、例えば操作部４１における操作に基づき、上記遊脚期における屈曲動作の補助を開始するための膝関節角度データの閾値として、図７（ａ）に例示する第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1をそれぞれ設定する。なお、図７（ａ）及び図７（ｂ）では、それぞれの拡大図として例示するように、遊脚期の屈曲動作において検出される膝関節角度データθｋが、チャタリング現象により変動しながら増加又は減少している。
【００４５】
このとき実施形態に係る第１オン閾値THon1は、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めてその第１オン閾値THon1を越えたタイミングｔ（図７（ａ）参照）以降、ＤＣモータ５０を駆動させるためのトリガ信号ＴＧを「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」とするための閾値である。ここで、実施形態に係るトリガ信号ＴＧは図７（ａ）に例示するように、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めてその第１オン閾値THon1を越えたタイミングｔで「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」となった以降は、「ＨＩＧＨ」を維持するように設定される。そして一旦「ＨＩＧＨ」と設定された以降は、膝関節角度データθｋが、全体的には上昇しつつ上記チャタリング現象の発生により再び第１オン閾値THon1以下となったとしても、トリガ信号ＴＧとしては「ＨＩＧＨ」状態を維持するように設定される。これに対して、実施形態に係る第１オフ閾値THoff1は、ＤＣモータ５０を駆動させるためのトリガ信号ＴＧを「ＬＯＷ」として当該ＤＣモータ５０を停止させるための閾値である。そしてＣＰＵ４２は、第１オフ閾値THoff1を、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めて第１オン閾値THon1を越えた後、上記チャタリング現象の発生により再び第１オン閾値THon1以下となった後に迎えるピークＰＫ１よりも小さい膝関節角度データθｋの値として設定する。つまり、膝関節角度データθｋが一旦第１オン閾値THon1を越えた以降は、第１オフ閾値THoff1を下回らない限りＤＣモータ５０は停止しないが、この場合の第１オン閾値THon1と第１オフ閾値THoff1との差Ｄ１が、チャタリング現象により膝関節角度データθｋに含まれ得る変動を吸収し得る値とされている（換言すれば、第１オフ閾値THoff1が上記ピークＰＫ１よりも小さい値とされている）ことにより、チャタリング現象が発生しても、突発的に屈曲動作の補助が停止して事故が発生することを防止できるのである。なおチャタリング現象以外の正常な理由で膝関節角度データθｋが第１オフ閾値THoff1を下回れば、ＤＣモータ５０の駆動は正常に停止されることになる。
【００４６】
次に図４のステップＳ７としてＣＰＵ４２は更に、例えば操作部４１における操作に基づき、上記遊脚期における伸展動作の補助を終了するための膝関節角度データの閾値として、図７（ｂ）に例示する第２オン閾値THon2及び第２オフ閾値THoff2をそれぞれ設定する。
【００４７】
このとき実施形態に係る第２オフ閾値THoff2は、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めてその第２オフ閾値THoff2を下回ったタイミングｔ（図７（ｂ）参照）以降、トリガ信号ＴＧを「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」として、それまで駆動されていたＤＣモータ５０を停止させるための閾値である。ここで、実施形態に係るトリガ信号ＴＧは図７（ｂ）に例示するように、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めてその第２オフ閾値THoff2を下回ったタイミングｔにおいて「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」となった以降は、「ＬＯＷ」を維持するように設定される。そして一旦「ＬＯＷ」と設定された以降は、膝関節角度データθｋが、全体的には下降しつつ上記チャタリング現象の発生により再び第２オフ閾値THoff2以上となったとしても、トリガ信号ＴＧは「ＬＯＷ」状態を維持するように設定される。これに対して、実施形態に係る第２オン閾値THon2は、トリガ信号ＴＧを「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」として、停止しているＤＣモータ５０を駆動させるための閾値である。そしてＣＰＵ４２は、第２オン閾値THon2を、上記遊脚期において膝関節角度データθｋが初めて第２オフ閾値THoff2を下回った後、上記チャタリング現象の発生により再び第２オフ閾値THoff2以上となった後に迎えるピークＰＫ２よりも大きい膝関節角度データθｋの値として設定する。つまり、膝関節角度データθｋが一旦第２オフ閾値THoff2を下回った以降は、第２オン閾値THon2を越えるとＤＣモータ５０は再度駆動されるが、この場合の第２オフ閾値THoff2と第２オン閾値THon2との差Ｄ２が、チャタリング現象により膝関節角度データθｋに含まれ得る変動を吸収し得る値とされている（換言すれば、第２オン閾値THon2が上記ピークＰＫ２よりも大きい値とされている）ことにより、チャタリング現象が発生しても、突発的に屈曲動作の補助が再開されて事故が発生することを防止できるのである。なおチャタリング現象以外の正常な理由で膝関節角度データθｋが第２オン閾値THon2を越えれば、ＤＣモータ５０の駆動は正常に再開されることになる。
【００４８】
次にＣＰＵ４２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Ｓ８）。具体的にＣＰＵ４２は、ＰＷＭ方式におけるデューティー比が、例えば時間軸に沿って台形形状に変化する上記駆動信号を生成する。そしてＣＰＵ４２は、上記第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1並びに上記第２オン閾値THon2及び第２オフ閾値THoff2にそれぞれ対応して、遊脚期におけるＤＣモータ５０の駆動開始タイミング後上記極値タイミングまでの間を屈曲補助時間として予め設定すると共に、上記極値タイミング後ＤＣモータ５０の駆動停止タイミングまでの間を伸展補助時間として、例えば操作部４１における操作に基づいて設定する。またＣＰＵ４２は、生成された駆動信号の制御パターン、上記第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1、上記第２オン閾値THon2及び第２オフ閾値THoff2、上記極値タイミング並びに上記屈曲補助時間及び上記伸展補助時間を、それぞれ上記記憶部に記憶する。
【００４９】
次に、歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作について、図８を用いて説明する。
【００５０】
歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作においてＣＰＵ４２は、上記駆動信号の制御パターン、上記第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1、上記第２オン閾値THon2及び第２オフ閾値THoff2、上記極値タイミング並びに上記屈曲補助時間及び上記伸展補助時間を記憶部から読み出す（ステップＳ１０）。そしてＣＰＵ４２は、当該制御パターン等に従い、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０の動作を補助する。
【００５１】
即ちＣＰＵ４２は、動作の補助が開始されると、例えば、患者６０の片方の脚（例えば右脚）の足裏センサ１７からの上記信号が足裏センサオン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からの信号が足裏センサオン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する。一方ステップＳ１１の監視において、患者６０が右脚を上げることで右足駆動系Ｒの足裏センサ１７からの信号が足裏センサオン閾値以上になったとき（ステップＳ１１；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は次に、膝関節角度データθｋが初めて上記第１オン閾値THon1を越えてトリガ信号ＴＧが「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」となったか否かを判定する（図７（ａ）参照。ステップＳ１２）。このとき、上記第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1がそれぞれ図７（ａ）に例示するように設定されているため、たとえ膝関節角度データθｋにチャタリング現象による変動が含まれていても、トリガ信号ＴＧを正常に「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」に移行させることができる。
【００５２】
ステップＳ１２の判定において、トリガ信号ＴＧが「ＬＯＷ」から「ＨＩＧＨ」となっていない場合（ステップＳ１２；ＮＯ）、ＣＰＵ４２はそのまま判定を継続し、患者６０が右脚の膝関節を曲げることで膝関節角度データθｋが初めて第１オン閾値THon1を越えてトリガ信号ＴＧが「ＨＩＧＨ」となった場合（ステップＳ１２；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は、上記駆動信号の制御パターンに従い、ＰＷＭ方式における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Ｓ１３）。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、患者の右脚の膝関節部の屈曲補助が開始される。
【００５３】
次にＣＰＵ４２は、ＤＣモータ５０の駆動開始から上記屈曲補助時間が経過したか否かを判定し（ステップＳ１４）、屈曲補助時間が経過していないとき（ステップＳ１４；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は次に、上記極値タイミングが到来することで屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り換えるタイミングとなったか否かを判定する（ステップＳ１５）。ステップＳ１５の判定において、極値タイミングが到来しておらず屈曲動作の補助を継続する場合（ステップＳ１５；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は上記ステップＳ１４に移行する。一方ステップＳ１５の判定において、極値タイミングが到来して次の伸展動作の補助に切り換える場合（ステップＳ１５；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は屈曲動作の補助を停止するようにＤＣモータ５０及びクラッチ部５１等を制御し（ステップＳ１６）、更に伸展動作の補助を開始するようにＤＣモータ５０及びクラッチ部５１等を制御する（ステップＳ１７）。
【００５４】
次にＣＰＵ４２は、上記極値タイミングの伸展動作の補助開始から上記伸展補助時間が経過したか否かを判定する（ステップＳ１８）。そして、伸展補助時間が経過していないとき（ステップＳ１８；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は次に、膝関節角度データθｋが初めて上記第２オフ閾値THoff2を下回ってトリガ信号ＴＧが「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」となったか否かを判定する（ステップＳ１９）。このとき、上記第２オフ閾値THoff2及び第２オン閾値THon2がそれぞれ図７（ｂ）に例示するように設定されているため、たとえ膝関節角度データθｋにチャタリング現象による変動が含まれていても、トリガ信号ＴＧを正常に「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」に移行させることができる。
【００５５】
ステップＳ１９の判定において、トリガ信号ＴＧが「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」となっていない場合（ステップＳ１９；ＮＯ）、ＣＰＵ４２は上記ステップＳ１８に戻って伸展補助時間の経過を判定する。一方、患者６０が右脚の膝関節を伸ばすことで膝関節角度データθｋが初めて第２オフ閾値THoff2を下回ってトリガ信号ＴＧが「ＨＩＧＨ」から「ＬＯＷ」となった場合（ステップＳ１９；ＹＥＳ）、又は上記ステップＳ１８の判定において伸展補助時間が経過した場合（ステップＳ１８；ＹＥＳ）、ＣＰＵ４２は伸展動作の補助を停止するようにＤＣモータ５０及びクラッチ部５１等を制御し（ステップＳ２０）、その後、右脚についての実施形態に係る補助動作を終了する。
【００５６】
なお、左足駆動系Ｌが装着されている場合、ＣＰＵ４２は左足駆動系Ｌに関しても同様の制御を行う。
【００５７】
以上説明したように、ＣＰＵ４２の制御による実施形態に係る歩行補助装置Ｓの動作によれば、例えば屈曲動作の補助において、当該屈曲動作の補助の開始に対応する第１オン閾値THon1と、当該補助の終了に対応する第１オフ閾値THoff1と、に基づき、膝関節角度データθｋが第１オン閾値THon1となったときに当該補助を開始し、膝関節角度データθｋが第１オフ閾値THoff1となったときに補助を終了する。このとき、第１オン閾値THon1と第１オフ閾値THoff1との差Ｄ１が、チャタリング現象による変動に対応した（即ち、当該変動を吸収し得る）差とされている。よって、チャタリング現象による変動に対応した差Ｄ１を有する二つの閾値（第１オン閾値THon1と第１オフ閾値THoff1）に基づいて屈曲動作の補助の開始を制御するので、当該変動が含まれていても、膝関節の屈曲動作の補助を安全に開始させることができる。また同様に、チャタリング現象による変動に対応した差Ｄ２を有する二つの閾値（第２オン閾値THon2と第２オフ閾値THoff2）に基づいて伸展動作の補助の終了を制御するので、当該変動が含まれていても、膝関節の伸展動作の補助を安全に終了させることができる。
【００５８】
更に、上記差Ｄ１が、屈曲動作の方向に曲がる膝関節の角度が第１オン閾値THon1に到達した後、変動を含む当該角度が到達しない第１オフ閾値THoff1となる差Ｄ１であるので、膝関節の角度の変動を確実に吸収して安全に屈曲動作の補助を開始させることができる。また、上記差Ｄ２が、伸展動作の方向に曲がる膝関節の角度が第２オフ閾値THoff2に到達した後、変動を含む当該角度が到達しない第２オン閾値THon2となる差Ｄ２であるので、膝関節の角度の変動を確実に吸収して安全に伸展動作の補助を終了させることができる。
【００５９】
更にまた、屈曲動作の補助時に用いられる第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1と、伸展動作の補助時に用いられる第２オフ閾値THoff2及び第２オン閾値THon2と、が異なるので、各動作の内容に対応させて適切な閾値とすることができる。
【００６０】
また、右脚に対応する第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1並びに第２オフ閾値THoff2及び第２オン閾値THon2と、左脚に対応する第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1並びに第２オフ閾値THoff2及び第２オン閾値THon2と、が別個とされている場合は、各閾値に基づいて、右脚と左脚とが別個独立に制御されることになるので、左右の脚で状態が異なる場合でも、それぞれの膝関節の動作を安全に開始又は終了させることができる。
【００６１】
またこの場合に、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。
【００６２】
更に、各閾値が操作部４１を用いて変更可能であるので、患者６０の状態に応じて、適切且つ安全に膝関節の動作の補助を開始又は終了させることができる。
【００６３】
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、股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場合や、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。これらの場合は、補助対象の関節が膝関節又は股関節であるので、膝関節又は股関節それぞれにおける屈曲動作又は伸展動作の補助を安全に開始又は終了させることができる。
【００６４】
また上述した実施形態では、屈曲動作の補助時に用いられる第１オン閾値THon1及び第１オフ閾値THoff1と、伸展動作の補助時に用いられる第２オフ閾値THoff2及び第２オン閾値THon2と、を異なる値としたが、これ以外に、第１オン閾値THon1と第２オン閾値THon2を同じ値とし、また、第１オフ閾値THoff1と第２オフ閾値THoff2とを同じ値とすることもできる。この場合でも、屈曲動作時及び伸展動作時それぞれにおける各閾値を用いたＣＰＵ４２による制御は、実施形態に係るＣＰＵ４２による制御と同様である。
【００６５】
更に、図４又は図８に示すフローチャートに対応するプログラムを光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】
【００６６】
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】
【００６７】
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
THon1    第１オン閾値
THoff1    第１オフ閾値
THon2    第２オン閾値
THoff2    第２オフ閾値
【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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