JP4178185B2 - 装着式動作補助装置、及び装着式動作補助装置における駆動源の制御方法、及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は装着式動作補助装置に係り、特に装着者の動作を補助あるいは代行する装着式動作補助装置、制御方法、プログラムの改良に関する。

身体障害者や高齢者にとっては、健常者であれば簡単に行える動作でも非常に困難である場合が多い。このため、今日では、これらの人達の動作を補助あるいは代行するために、種々のパワーアシスト装置の開発が進められている。

これらのパワーアシスト装置としては、例えば、利用者（以下「装着者」という）に装着される装着式動作補助装置（以下、単に「動作補助装置」という）がある。この種の動作補助装置には、装着者の動作に応じた当該装着者の関節の角度を検出する角度センサ（検出手段）と、装着者の動作パターンを構成する一連のフェーズの個々に対応する関節角度を基準パラメータとしてそれぞれ格納したメモリ（格納手段）とを備えるものが開発されつつある（例えば、非特許文献１）。

ここで、フェーズとは、一連の動作パターンを分割する上での最小単位となるものであり、装着者の動作補助のために求められる動力は、フェーズ毎に定まることとなる。

この動作補助装置においては、装着者の動作パターンの各フェーズを特定し、このフェーズに応じた動力を駆動源に発生させるための指令信号（制御信号）を生成する自律的制御手段を備えている。

この自律的制御手段は、コンピュータに自律的制御を実行させるプログラムからなり、角度センサにより検出された関節角度と、メモリに格納された基準パラメータの関節角度とを比較することにより、装着者の動作パターンのフェーズを特定できるように構成してある。

さらに、動作補助装置では、例えば、着席姿勢から起立するまでの一連の動作パターンの各フェーズに対応する関節角度を基準パラメータとしてメモリに予め格納しておけば、自律的制御手段による駆動源の制御によって、着席姿勢の装着者の腰、膝を回動させる筋力に対して駆動源がパワーアシストすることで装着者が楽に起立することができる。

従って、この動作補助装置では、自律的制御手段による指令信号のゲインを適切に設定すれば、装着者が自ら発生すべき動力（筋力）を可及的に抑えることができ、動作に伴う装着者の負担を抑える上で好ましいものとなる。
Takao Nakai, Suwoong Lee, Hiroaki Kawamoto and Yoshiyuki Sankai, "Development of Power Assistive Leg for Walking Aid using EMG and Linux," Second Asian Symposium on Industrial Automation and Robotics, BITECH, Bangkok, Thailand, May 17−18, 2001

しかしながら、上述した動力補助装置は、予め設定された動作パターンとなるように自律的制御手段によって駆動源を制御するものであり、しかも自律的制御手段による指令信号のゲインが所定のものとなるように設定してある。

このため、この動力補助装置では、例えば、装着者を起立させる操作が一旦開始すると、途中で当該装着者が着席したいと思っても、こうした装着者の意思を反映することができず、装着者に対して画一的な動作を強いることになる。

つまり、この動力補助装置では、装着者が自ら発生すべき動力（筋力）を可及的に抑えることができるという長所を有する反面、装着者に対して画一的な動作を強いるため、著しく利便性を損なう虞れがある。

そこで、本発明は、上記実情に鑑みて、装着者が自ら発生すべき動力（筋力）を可及的に抑えることができ、かつ、装着者の利便性を損なう事態を抑えることのできる動作補助装置、及び動作補助装置における駆動源の制御方法、及びプログラムを提供することを目的とする。

請求項１記載の発明は、装着者の動作を補助あるいは代行する装着式動作補助装置であって、
前記装着者に対して動力を付与する駆動源を有した動作補助装着具と、
前記装着者の動作に応じた当該装着者の関節の角度を検出する第１の検出手段と、
前記装着者の筋活動に伴う生体信号を検出する第２の検出手段と、
前記装着者の動作パターンを構成する一連のフェーズの個々に対応するように、装着者の関節角度および生体信号を設定したデータ群からなる基準パラメータを格納した格納手段と、
前記第１の検出手段により検出された関節角度を前記基準パラメータの関節角度と比較することにより、前記装着者の動作パターンのフェーズを特定するフェーズ特定手段と、
該フェーズ特定手段により特定された当該フェーズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための指令信号を生成し、前記装着者の意思に応じた動作パターンを補助するように前記駆動源を制御する自律的制御手段と、
前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、前記第２の検出手段により検出された生体信号との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する判断手段と、
前記差分が前記許容値を超えていると前記判断手段が判断した場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を前記差分に応じて変更する変更手段と、
を備えたことを特徴とするものである。

請求項２記載の発明は、前記変更手段が、前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号が前記第２の検出手段により検出された生体信号よりも大きい場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を減少させることを特徴とするものである。

請求項３記載の発明は、前記動作補助装着具は、
腰ベルトと、
該腰ベルトの右側部から下方に設けられた右脚補助部と、
前記腰ベルトの左側部から下方に設けられた左脚補助部と、
を有しており、
前記右脚補助部及び左脚補助部は、
前記腰ベルトを支持するように下方に延在する第1フレームと、
該第1フレームより下方に延在する第２フレームと、
該第２フレームより下方に延在する第３フレームと、
該第３フレームの下端に設けられ、前記装着者の脚の裏が載置される第４フレームと、
前記第1フレームの下端と前記第２フレームの上端との間に介在する第1関節と、
前記第２フレームの下端と前記第３フレームの上端との間に介在する第２関節と、
を有することを特徴とするものである。

請求項４記載の発明は、前記第1関節が、前記装着者の股関節と一致する高さ位置に設け、
前記第２関節が、前記装着者の膝関節と一致する高さ位置に設けられたことを特徴とするものである。

請求項５記載の発明は、前記第２関節に、前記第２フレームを回動させるように駆動力を伝達する第１の駆動源を設け、
前記第２関節に、前記第３フレームを回動させるように駆動力を伝達する第２の駆動源を設けたことを特徴とするものである。

請求項６記載の発明は、前記第１、第２の駆動源が、関節角度を検出する角度センサを有することを特徴とするものである。

請求項７記載の発明は、装着者の動作を補助あるいは代行するための動力を発生する駆動源と、前記装着者の動作に応じた当該装着者の関節の角度を検出する第１の検出手段と、装着者の筋活動に伴う生体信号を検出する第２の検出手段と、前記駆動源に動力を発生させるための指令信号を生成する自律的制御手段とを備えた装着式動作補助装置において前記駆動源を制御する方法であって、
前記装着者の動作パターンを構成する一連のフェーズの個々に対応するように、装着者の関節角度および生体信号を設定したデータ群からなる基準パラメータを格納手段に予め格納する第１ステップと、
前記第１の検出手段により検出された関節角度を前記基準パラメータの関節角度と比較することにより、前記装着者の動作パターンのフェーズを特定する第２ステップと、
特定された当該フェーズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための指令信号を前記自律的制御手段に生成させ、前記装着者の意思に応じた動作パターンを補助するように前記駆動源を制御する第３ステップと、
前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、前記第２の検出手段により検出された生体信号との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する第４ステップと、
前記差分が前記許容値を超えている場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を前記差分に応じて変更する第５ステップとを含むことを特徴とする。

請求項８記載の発明は、前記請求項７に記載された制御方法をコンピュータに実行させるプログラムである。

本発明によれば、第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、第２の検出手段により検出された生体信号との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断し、差分が許容値を超えていると判断した場合に、自律的制御手段に生成させる指令信号を差分に応じて変更することにより、例えば、装着者自身が動作しようとして筋力を発生させる際に一連の動作パターンのフェーズと異なる動作を行う場合の筋力の変化に対応してアシスト力を加減することが可能になる。その結果、装着者が自ら発生すべき動力（筋力）を可及的に抑えることができ、かつ、装着者に対して画一的な動作を強いることがなくなって装着者の利便性を損なう事態を抑えることが可能になり、装着者の意思の変化にも対応して利便性をより一層向上させることができる。

また、本発明によれば、装着者の脚動作に応じてアシスト力を脚に伝達することができるので、装着者の歩行動作、着席状態から立ち上がる動作、離席状態から着席する動作、階段昇り動作などを効率良く補助することができ、このような脚動作過程の途中で装着者が動作を中止した場合でも装着者の意思を反映するようにアシスト力を制御することができる。さらに、例えば、装着者が一連のフェーズを終了させる前の動作途中に筋力を変化させた場合でもアシスト力を低下させることにより装着者の動作を妨げないように制御することが可能になるため、装着者の意思に反するようなアシスト力を付与することが防止される。

以下、図面と共に本発明の一実施例について説明する。

図１は本発明になる装着式動作補助装置の一実施例に適用された制御系システムを示すブロック図である。
図１に示されるように、動作補助装置１０の制御系システムは、装着者１２に対してアシスト力を付与する駆動源１４０と、装着者１２の動作に応じた関節角度（物理現象）を検出する物理現象検出手段１４２と、装着者１２が発生する筋力に応じた筋電位（生体信号）を検出する生体信号検出手段１４４とを備えている。

データ格納手段１４６には、基準パラメータデータベース１４８と、指令信号データベース１５０とが格納されている。

物理現象検出手段１４２によって検出された関節角度（θknee,θhip）及び生体信号検出手段１４４によって検出された筋電位信号(EMGknee,EMGhip)は、基準パラメータデータベース１４８に入力される。フェーズ特定手段１５２では、物理現象検出手段１４２により検出された関節角度を基準パラメータデータベース１４８に格納された基準パラメータの関節角度と比較することにより、装着者１２の動作パターンのフェーズを特定する。

また、差分導出手段１５４では、物理現象検出手段１４２により検出した関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、生体信号検出手段１４４により検出された生体信号との差分を導出し、差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する。

ゲイン変更手段１５６では、差分導出手段１５４により差分が予め設定した許容値を超えていると判断された場合、自律的制御手段１６０に生成させる指令信号（制御信号）を差分に応じてゲインＰを変更するように、補正信号を自律的制御手段１６０に出力する。

そして、自律的制御手段１６０では、フェーズ特定手段１５２により特定されたフェーズの制御データを得ると、このフェーズの制御データに応じた指令信号を生成し、この動力を駆動源１４０に発生させるための指令信号を電力増幅手段１５８に供給する。また、自律的制御手段１６０では、フェーズ特定手段１５２により特定されたフェーズの制御データをゲイン変更手段１５６から得られた補正信号によりゲインＰを補正し、補正されたゲインＰに応じた指令信号を電力増幅手段１５８に供給する。

尚、自律的制御手段１６０では、差分導出手段１５４により差分が予め設定した許容値を超えていないと判断された場合、ゲイン変更手段１５６から補正信号が供給されないため、指令信号データベース１５０から得られた制御データを補正せずに電力増幅手段１５８に供給する。

このように、自律的制御手段１６０では、物理現象検出手段１４２により検出された関節角度に対応する生体信号と、生体信号検出手段１４４により検出された生体信号との差分の値に応じて電力増幅手段１５８に供給する指令信号を随意補正するため、自律的制御と随意的制御とを組み合わせた制御を行うことができる。これにより、装着者１２が動作途中でその動作を中止し、別の動作を行う場合にも、装着者１２の意思が反映されるように駆動源１４０を制御することが可能になる。

ここで、本発明になる装着式動作補助装置１０の具体的な構成例について詳しく説明する。
図２は本発明になる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を前側からみた斜視図である。図３は本発明になる装着式動作補助装置の一実施例を装着した状態を後側からみた斜視図である。

図２及び図３に示されるように、動作補助装置１０は、例えば、骨格筋の筋力低下により歩行が不自由な下肢運動機能障害者、あるいは、歩行運動のリハビリを行う患者などのように自力歩行が困難な人の歩行動作を補助（アシスト）する装置であり、脳からの信号により筋力を発生させる際に生じる生体信号（表面筋電位）を検出し、この検出信号に基づいてアクチュエータからの駆動力を付与するように作動する。

従って、動作補助装置１０は、予め入力されたデータに基づいてロボットハンドをコンピュータ制御するように構成された所謂プレイバック型ロボットとは全く異なるものであり、ロボットスーツ、あるいはパワードスーツなどとも呼ばれる。

動作補助装置１０を装着した装着者１２は、自らの意思で歩行動作を行うと、その際に発生した生体信号に応じた駆動トルクがアシスト力として動作補助装置１０から付与され、例えば、通常歩行で必要とされる筋力の半分の力で歩行することが可能になる。従って、装着者１２は、自身の筋力とアクチュエータ（本実施例では、電動式の駆動モータを用いる）からの駆動トルクとの合力によって全体重を支えながら歩行することができる。

その際、動作補助装置１０は、後述するように歩行動作に伴う重心の移動に応じて付与されるアシスト力（モータトルク）が装着者１２の意思を反映するように制御している。そのため、動作補助装置１０のアクチュエータは、装着者１２の意思に反するような負荷を与え無いように制御されており、装着者１２の動作を妨げないように制御される。

また、動作補助装置１０は、歩行動作以外にも、例えば、装着者１２が椅子に座った状態から立ち上がる際の動作、あるいは立った状態から椅子に腰掛ける際の動作も補助することができる。さらには、装着者１２が階段を上がったり、階段を下りる場合にもパワーアシストすることができる。特に筋力が弱っている場合には、階段の上り動作や、椅子から立ち上がる動作を行うことが難しいが、動作補助装置１０を装着した装着者１２は、自らの意思に応じて駆動トルクを付与されて筋力の低下を気にせずに動作することが可能になる。

ここで、動作補助装置１０の構成の一例について説明する。
動作補助装置１０は、図２及び図３に示されるように、装着者１２に装着される動作補助装着具１８にアクチュエータ（駆動源１４０に相当する）を設けたものである。アクチュエータとしては、装着者１２の右側股関節に位置する右腿駆動モータ２０と、装着者１２の左側股関節に位置する左腿駆動モータ２２と、装着者１２の右膝関節に位置する右膝駆動モータ２４と、装着者１２の左膝関節に位置する左膝駆動モータ２６とを有する。これらの駆動モータ２０，２２，２４，２６は、制御装置からの制御信号により駆動トルクを制御されるサーボモータからなり、モータ回転を所定の減速比で減速する減速機構（図示せず）を有しており、小型ではあるが十分な駆動力を付与することができる。

また、装着者１２の腰に装着される腰ベルト３０には、駆動モータ２０，２２，２４，２６を駆動させるための電源として機能するバッテリ３２，３４が取り付けられている。バッテリ３２、３４は、充電式バッテリであり、装着者１２の歩行動作を妨げないように左右に分散配置されている。

また、装着者１２の背中に装着される制御バック３６には、後述する制御装置、モータドライバ、計測装置、電源回路などの機器が収納されている。尚、制御バック３６の下部は、腰ベルト３０に支持され、制御バック３６の重量が装着者１２の負担にならないように取り付けられる。

そして、動作補助装置１０は、装着者１２の右腿の動きに伴う表面筋電位（EMGhip）を検出する筋筋電位センサ３８ａ，３８ｂと、装着者１２の左腿の動きに伴う表面筋電位（EMGhip）を検出する筋電位センサ４０ａ，４０ｂと、右膝の動きに伴う表面筋電位（EMGknee）を検出する筋電位センサ４２ａ，４２ｂと、左膝の動きに伴う表面筋電位（EMGknee）を検出する筋電位センサ４４ａ，４４ｂとが設けられている。

これらの各筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂは、骨格筋が筋力を発生させる際の表面筋電位を測定する検出手段であり、骨格筋で発生した微弱電位を検出する電極（図示せず）を有する。尚、本実施例では、各筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂは、電極の周囲を覆う粘着シールにより装着者１２の皮膚表面に貼着するように取り付けられる。

人体においては、脳からの指令によって骨格筋を形成する筋肉の表面にシナプス伝達物質のアセチルコリンが放出される結果、筋線維膜のイオン透過性が変化して活動電位（EMG:Electro MyoGram Myoelectricity）が発生する。そして、活動電位によって筋線維の収縮が発生し、筋力を発生させる。そのため、骨格筋の筋電位を検出することにより、歩行動作の際に生じる筋力を推測することが可能になり、この推測された筋力に基づく仮想トルクから歩行動作に必要なアシスト力を求めることが可能になる。

また、筋肉は、血液によりアクチンとミオシンと呼ばれるたんぱく質が供給されると伸び縮みするが、筋力を出すのは縮むときである。そのため、２つの骨が互いに回動可能な状態に連結された関節では、関節を曲げる方向の力を発生させる屈筋と、関節を伸ばす方向の力を発生させる伸筋とが２つの骨間に装架されている。

そして、人体には、腰から下に脚を動かすための筋肉が複数あり、腿を前に上げる腸腰筋と、腿を下げる大殿筋と、膝を伸ばすための大腿四頭筋と、膝を曲げる大腿二頭筋などがある。

筋電位センサ３８ａ，４０ａは、装着者１２の腿の付け根部分前側に貼着され、腸腰筋の表面筋電位を検出することにより脚を前に出すときの筋力に応じた筋電位を測定する。

筋電位センサ３８ｂ，４０ｂは、装着者１２のお尻に貼着され、大殿筋の表面筋電位を検出することにより、例えば、後ろに蹴る力や階段を上がるとき筋力に応じた筋電位を測定する。

筋電位センサ４２ａ，４４ａは、装着者１２の膝上前側に貼着され、大腿四頭筋の表面筋電位を検出し、膝から下を前に出す筋力に応じた筋電位を測定する。

筋電位センサ４２ｂ，４４ｂは、装着者１２の膝上後側に貼着され、大腿二頭筋の表面筋電位を検出し、膝から下を後に戻す筋力に応じた筋電位を測定する。

従って、動作補助装置１０では、これらの筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂによって検出された表面筋電位に基づいて４個の駆動モータ２０，２２，２４，２６に供給する駆動電流を求め、この駆動電流で駆動モータ２０，２２，２４，２６を駆動することで、アシスト力が付与されて装着者１２の歩行動作を補助するように構成されている。

また、歩行動作による重心移動をスムーズに行うため、脚の裏にかかる荷重を検出する必要がある。そのため、装着者１２の左右脚の裏には、反力センサ５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂ（図２及び図３中、破線で示す）が設けられている。

また、反力センサ５０ａは、右脚前側の荷重に対する反力を検出し、反力センサ５０ｂは、右脚後側の荷重に対する反力を検出する。反力センサ５２ａは、左脚前側の荷重に対する反力を検出し、反力センサ５２ｂは、左脚後側の荷重に対する反力を検出する。各反力センサ５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂ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などからなり、体重移動に伴う荷重変化、及び装着者１２の脚と地面との接地の有無を夫々検出することができる。

ここで、動作補助装着具１８の構成について図４及び、図５を併せ参照して説明する。
図４は動作補助装着具１８の左側面図である。図５は動作補助装着具１８の背面図である。

図４及び図５に示されるように、動作補助装着具１８は、装着者１２の腰に装着される腰ベルト３０と、腰ベルト３０の右側部から下方に設けられた右脚補助部５４と、腰ベルト３０の左側部から下方に設けられた左脚補助部５５とを有する。

右脚補助部５４と左脚補助部５５とは、対称に配置されており、腰ベルト３０を支持するように下方に延在する第1フレーム５６と、第1フレーム５６より下方に延在し装着者１２の腿外側に沿うように形成された第２フレーム５８と、第２フレーム５８より下方に延在し装着者１２の脛外側に沿うように形成された第３フレーム６０と、装着者１２の脚の裏（靴を履く場合には、靴底）が載置される第４フレーム６２とを有する。

第1フレーム５６の下端と第２フレーム５８の上端との間には、軸受構造とされた第1関節６４が介在しており、第1フレーム５６と第２フレーム５８とを回動可能に連結している。この第1関節６４は、股関節と一致する高さ位置に設けられており、第1フレーム５６が第1関節６４の支持側に結合され、第２フレーム５８が第1関節６４の回動側に結合されている。

また、第２フレーム５８の下端と第３フレーム６０の上端との間には、軸受構造とされた第２関節６６が介在しており、第２フレーム５８と第３フレーム６０とを回動可能に連結している。この第２関節６６は、膝関節と一致する高さ位置に設けられており、第２フレーム５８が第２関節６６の支持側に結合され、第３フレーム６０が第２関節６６の回動側に結合されている。

従って、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、腰ベルト３０に固定された第1フレーム５６に対して第1関節６４及び第２関節６６を回動支点とする振り子運動を行えるように取り付けられている。すなわち、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、装着者１２の脚と同じ動作を行えるように構成されている。

そして、第1関節６４及び第２関節６６の支持側には、モータブラケット６８が設けられている。モータブラケット６８は、外側水平方向に突出するモータ支持部６８ａを有し、モータ支持部６８ａには、駆動モータ２０，２２，２４，２６が垂直状態に取り付けられている。そのため、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、側方に大きく突出せず、歩行動作時に周囲の障害物などに接触しにくいように設けられている。

また、第1関節６４及び第２関節６６は、駆動モータ２０，２２，２４，２６の回転軸が、ギヤを介して被駆動側となる第２フレーム５８、第３フレーム６０に駆動トルクを伝達するように構成されている。

さらに、駆動モータ２０，２２，２４，２６は、関節角度を検出する角度センサ（物理現象検出手段１４２に相当する）７０，７２，７４，７６を有する。この角度センサ７０，７２，７４，７６は、例えば、第1関節６４及び第２関節６６の関節角度に比例したパルス数をカウントするロータリエンコーダなどからなり、関節角度に応じたパルス数に対応した電気信号をセンサ出力として出力する。

角度センサ７０，７２は、装着者１２の股関節の関節角度（θhip）に相当する第1フレーム５６と第２フレーム５８との間の回動角度を検出する。また、角度センサ７４，７６は、装着者１２の膝関節の関節角度（θknee）に相当する第２フレーム５８の下端と第３フレーム６０との間の回動角度を検出する。

尚、第1関節６４及び第２関節６６は、装着者１２の股関節、膝関節の回動可能な角度範囲でのみ回動される構成であり、装着者１２の股関節、膝関節に無理な動きを与えないようにストッパ機構（図示せず）が内蔵されている。

第２フレーム５８には、装着者１２の腿に締結される第１締結ベルト７８が取り付けられている。また、第３フレーム６０には、装着者１２の膝下に締結される第２締結ベルト８０が取り付けられている。従って、駆動モータ２０，２２，２４，２６で発生された駆動トルクは、ギヤを介して第２フレーム５８、第３フレーム６０に伝達され、さらに第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達される。

また、第３フレーム６０の下端には、軸８２を介して第４フレーム６２が回動可能に連結されている。さらに、第４フレーム６２の下端には、装着者１２の靴底の踵部分が載置される踵受け部８４が設けられている。そして、第２フレーム５８及び第３フレーム６０は、ネジ機構により軸方向の長さを調整可能であり、装着者１２の脚の長さに応じて任意の長さに調整されるように構成されている。

上記各フレーム５６，５８，６０，６４は、夫々金属により形成されており、腰ベルト３０に設けられたバッテリ３２，３４、制御バック３６、動作補助装着具１８の重量を支えることができる。すなわち、動作補助装置１０は、動作補助装着具１８などの重量が装着者１２に作用しないように構成されており、筋力が低下した装着者１２に余計な荷重を与えないように取り付けられる。

図６は動作補助装置１０を構成する各機器のブロックである。
図６に示されるように、バッテリ３２，３４は、電源回路８６に電源供給しており、電源回路８６では所定電圧に変換して入出力インターフェイス８８に定電圧を供給する。また、バッテリ３２，３４の充電容量は、バッテリ充電警告部９０によって監視されており、バッテリ充電警告部９０は、予め設定された残量に低下すると、警告を発して装着者１２にバッテリ交換または充電を報知する。

各駆動モータ２０，２２，２４，２６を駆動する第１乃至第４モータドライバ９２〜９５は、入出力インターフェイス８８を介して制御装置１００からの制御信号に応じた駆動電圧を増幅して各駆動モータ２０，２２，２４，２６に出力する。

各筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂから出力された表面筋電位の検出信号は、第１乃至第８差動増幅器（電力増幅手段１５８に相当する）１０１〜１０８によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器（図示せず）によってデジタル信号に変換されて入出力インターフェイス８８を介して制御装置１００に入力される。尚、筋肉で発生する筋電位は、微弱である。そのため、第１乃至第８差動増幅器１０１〜１０８で例えば、３０μＶの筋電位をコンピュータが判別可能な３Ｖ程度に増幅するには、１０^５倍となる１００dBの増幅率が必要になる。

また、角度センサ７０，７２，７４，７６から出力された角度検出信号は、夫々第１乃至第４角度検出部１１１〜１１４に入力される。第１乃至第４角度検出部１１１〜１１４は、ロータリエンコーダによって検出されたパルス数を角度に相当する角度データ値に変換しており、検出された角度データは入出力インターフェイス８８を介して制御装置１００に入力される。

反力センサ５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂから出力された反力検出信号は、夫々第１乃至第４反力検出部１２１〜１２４に入力される。第１乃至第４反力検出部１２１〜１２４は、圧電素子によって検出された電圧を力に相当するデジタル値に変換しており、検出された反力データは入出力インターフェイス８８を介して制御装置１００に入力される。

メモリ（データ格納手段１４６に相当する）１３０は、各データを格納する格納手段であり、起立動作、歩行動作や着席動作など各動作パターン（タスク）毎に設定されたフェーズ単位の制御データが予め格納されたデータベース格納領域１３０Ａと、各モータを制御するための制御プログラムが格納された制御プログラム格納領域１３０Ｂなどが設けられている。本実施例では、データベース格納領域１３０Ａに後述する図８、図９に示す基準パラメータデータベース１４８と指令信号データベース１５０が格納されている。

また、制御装置１００から出力された制御データは、入出力インターフェイス８８を介してデータ出力部１３２あるいは通信ユニット１３４に出力され、例えば、モニタ（図示せず）に表示したり、あるいはデータ監視用コンピュータ（図示せず）などにデータ通信で転送することもできる。

また、制御装置１００は、角度センサ（第１の検出手段）７０，７２，７４，７６により検出された関節角度を基準パラメータの関節角度と比較することにより、装着者１２の動作パターンのフェーズを特定し、このフェーズに応じた動力を駆動モータ（駆動源）２０，２２，２４，２６に発生させるための指令信号を生成する自律的制御手段（自律的制御手段１６０に相当する）１００Ａと、関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、筋電位センサ（第２の検出手段）３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂにより検出された筋電位（生体信号）との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する判断手段（差分導出手段１５４に相当する）１００Ｂと、差分が許容値を超えていると判断した場合に、自律的制御手段１００Ａに生成させる指令信号を差分に応じて変更する変更手段（ゲイン変更手段１５６に相当する）１００Ｃとを備えている。

図７は基準パラメータデータベース１４８に格納される各タスク及びフェーズの一例を示す図である。
図７に示されるように、装着者１２の動作を分類するタスクとしては、例えば、着席状態から離席状態に移行する立ち上がり動作データを有するタスクＡと、立ち上がった装着者１２が歩行する歩行動作データを有するタスクＢと、立った状態から着席状態に移行する着席動作データを有するタスクＣと、立った状態から階段を上がる階段昇り動作データを有するタスクＤとが基準パラメータデータベース１４８に格納されている。

そして、各タスクには、さらに最小単位の動作を規定する複数のフェーズデータが設定されており、例えば、歩行動作のタスクＢには、左右両脚が揃った状態の動作データを有するフェーズＢ１と、右脚を前に出したときの動作データを有するフェーズＢ２と、左脚を前に出して右脚に揃えた状態の動作データを有するフェーズＢ３と、左脚を右脚の前に出した状態の動作データを有するフェーズＢ４とが格納されている。

図８は基準パラメータデータベース１４８を模式的に示した図である。図８に示されるように、基準パラメータデータベース１４８には、各動作毎に設定されたタスクＡ，Ｂ…の夫々を分割した各フェーズ毎に関節角度基準パラメータθ_A1(t)…，筋電位基準パラメータＥ_A1(t)…が格納されている。

図９は指令信号データベース１５０を模式的に示した図である。図９に示されるように、指令信号データベース１５０には、各動作毎に設定されたタスクＡ，Ｂ…の領域に各タスクを分割した各フェーズのデータ領域が設定されており、各フェーズ毎に指令関数f_A1(t)…、ゲインP_A1、指令信号P_A1x f_A1(t)…などが格納されている。

ここで、制御装置１００が実行する制御処理の手順について図１０のフローチャートを参照して説明する。
図１０に示されるように、制御装置１００は、ステップＳ１１（以下「ステップ」を省略する）で物理現象検出手段１４２（角度センサ７０，７２，７４，７６）により検出された関節角度（θknee,θhip）を取得する。次にＳ１２に進み、生体信号検出手段（筋電位センサ３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂ）１４４によって検出された筋電位信号(EMGknee,EMGhip)を取得する。

続いて、Ｓ１３に進み、上記Ｓ１１、Ｓ１２で取得された関節角度（θknee,θhip）及び筋電位信号(EMGknee,EMGhip)を基準パラメータデータベース１４８と照合して装着者１２の動作に対応するタスクのフェーズを特定する（フェーズ特定手段）。次のＳ１４では、上記Ｓ１３で特定されたフェーズに応じた指令関数f(t)及びゲインＰを選択する（自律的制御手段）。

そして、Ｓ１５に進み、物理現象検出手段１４２によって検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号（EMGop）と、生体信号検出手段１４４によって筋電位信号(EMGex)との差分を演算し、ΔEMG（＝EMGop−EMGex）を導出する（判断手段）。

次のＳ１６では、上記Ｓ１５において演算された差分ΔEMGと予め設定された許容値（閾値）とを比較し、差分ΔEMGが許容値未満かどうかを確認する。このＳ１６において、差分ΔEMGが許容値未満であるときは、装着者１２の関節動作に対する筋電位が装着者１２の動作と対応しているため、駆動源１４０（駆動モータ２０，２２，２４，２６）からの駆動トルクをアシスト力として装着者１２の脚に付与することができるものと判断する。

従って、Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値未満であるときは、Ｓ１７に進み、指令信号を電力増幅手段１５８（モータドライバ９２〜９５）に送出する。これにより、駆動源１４０（駆動モータ２０，２２，２４，２６）は、装着者１２から得られた関節角度（θknee,θhip）及び筋電位信号(EMGknee,EMGhip)に基づく駆動トルクを発生し、この駆動トルクを第２フレーム５８、第３フレーム６０及び第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達する。

また、上記Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値を超える場合には、装着者１２の関節動作に対する筋電位が装着者１２の動作と対応していないため、駆動源１４０（駆動モータ２０，２２，２４，２６）からの駆動トルクが装着者１２が動作しようとした動きと対応していないものと判断する。従って、Ｓ１６において、差分ΔEMGが許容値以上であるときは、Ｓ１９に進み、ゲインＰの変更処理を行う（変更手段）。すなわち、Ｓ１９では、ゲインＰ’＝Ｐ×｛１−（ΔEMG／EMGop）｝の演算を行って補正ゲインＰ’（＜Ｐ）に変更する。

そして、Ｓ１７では、補正ゲインＰ’により生成された指令信号（制御信号）は、ゲインＰの場合よりも小さい値であり、電力増幅手段１５８（モータドライバ９２〜９５）にゲインＰの場合よりも小さい制御量が供給される。これにより、駆動源１４０（駆動モータ２０，２２，２４，２６）は、ゲインＰの場合よりも小さい駆動トルクを発生することになる。

その結果、駆動源１４０（駆動モータ２０，２２，２４，２６）は、各動作のフェーズに拘り無く、装着者１２の意思に対応した筋電位信号(EMGknee,EMGhip)の実測値に基づく駆動トルクを発生し、この駆動トルクを第２フレーム５８、第３フレーム６０及び第１締結ベルト７８、第２締結ベルト８０を介して装着者１２の脚にアシスト力として伝達する。

このように、上記Ｓ１９でゲインＰの変更処理を行うため、例えば、装着者１２が動作の途中でその動作（フェーズ）を中止して別の動作（フェーズ）に移ろうとした場合でも、装着者１２の筋電位信号が低下した時点でアシスト力も減少し、装着者１２の意思に反して当初の動作を強いることがないように制御することができる。よって、装着者１２は、上記のような自律制御方法と随意制御と近似した随意的制御とが混在した制御方法により、装着者１２の意思に応じたアシスト力を得ることができる。

Ｓ１８では、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理が行われてかどうかを確認する。Ｓ１８において、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理が残っている場合には、上記Ｓ１１に戻り、次のフェーズに対する制御処理（Ｓ１１〜Ｓ１８）を行う。また、Ｓ１８において、当該タスクの最終フェーズに対する制御処理を行ったときは、今回の制御処理を終了する。

ここで、実際の動作例（フェーズＡ１〜Ａ５）を例示し、各要素の信号変化を示して上記Ｓ１９の制御処理による作用について図１１及び図１２(Ａ)〜(Ｅ)を参照して説明する。

図１１は動作の一例としてのフェーズＡ１〜Ａ５の動作過程を示す図である。
図１１に示されるように、フェーズＡ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作過程（タスクＡ）である。フェーズＡ１は装着者１２が着席した状態、フェーズＡ２は装着者１２が前かがみになった状態、フェーズＡ３は装着者１２が中腰になった状態、フェーズＡ４は立ち上がった状態を示している。

また、フェーズＡ１，Ａ２，Ａ３，Ａ５は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する途中の中腰状態で立ち上がり動作を中止し、中腰状態から着席状態に戻った場合の変則的な動作過程である。フェーズＡ１は装着者１２が着席した状態、フェーズＡ２は装着者１２が前かがみになった状態、フェーズＡ３は装着者１２が中腰になった状態、フェーズＡ５は着席した状態を示している。

図１２はフェーズＡ１〜Ａ５に対応する各信号のグラフであり、(Ａ)は膝関節の角度変化を示すグラフ、（Ｂ）は基準パラメータの変化を示すグラフ、(Ｃ)は筋電位実測値の変化を示すグラフ、（Ｄ）は差分ΔEMG（＝EMGop−EMGex）の変化を示すグラフ、(Ｅ)はゲインＰの変化を示すグラフである。

図１２(Ａ)に示されるように、グラフＩ（実線で示す）は装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作を行った場合の膝関節角度（θknee）を示し、グラフII（破線で示す）は装着者１２が着席状態から離席状態に移行する途中の中腰状態で立ち上がり動作を中止し、中腰状態から着席状態に戻った場合の膝関節角度（θknee）を示す。

このグラフＩにより、フェーズＡ３（中腰状態）からフェーズＡ４（立ち上がった状態）に動作した場合は、関節角度が９０度〜１１０度から１８０度に開くことが分かる。また、グラフIIにより、フェーズＡ３（中腰状態）からフェーズＡ５（着席状態）に動作した場合は、関節角度が９０度〜１１０度から約１４０度になった後、再び関節角度が減少して９０度〜１１０度に戻ることが分かる。

図１２(Ｂ)に示されるように、グラフIIIは、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作過程（フェーズＡ１〜Ａ４）に対応する基準パラメータ（EMGop）の変化を示している。

図１２(Ｃ)に示されるように、グラフIV（実線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作を行った場合の筋電位の実測値（EMGex）の変化を示し、グラフＶ（破線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する途中の中腰状態で立ち上がり動作を中止し、中腰状態から着席状態に戻った場合の筋電位の実測値（EMGex）の変化を示す。このグラフＶから装着者１２が中腰状態から着席状態に動作することにより、筋電位（EMGex）が低下することが分かる。

図１２(Ｄ)に示されるように、グラフVI（実線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作を行った場合の差分ΔEMG（＝EMGop−EMGex）の変化を示し、グラフVII（破線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する途中の中腰状態で立ち上がり動作を中止し、中腰状態から着席状態に戻った場合の差分ΔEMG（＝EMGop− EMGex）の変化を示す。このグラフVIとグラフVIIとを対比すると、グラフVIの差分ΔEMGが許容値H以下を推移しており、グラフVIIでは装着者１２が中腰状態から着席状態に動作するのに伴って、差分ΔEMGが許容値Ｈを超えた値に変化していることが分かる。

従って、差分ΔEMGは、グラフＶに示す筋電位の実測値（EMGex）が低下すると共に、増大するように変化しており、装着者１２から検出された筋電位信号と膝関節角度（θknee）に応じた生体信号との差分が筋電位の実測値（EMGex）の変化を反映していることが分かる。

図１２(Ｅ)に示されるように、グラフVIII（実線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する通常の動作を行った場合のゲインＰの変化を示し、グラフIX（破線で示す）は、装着者１２が着席状態から離席状態に移行する途中の中腰状態で立ち上がり動作を中止し、中腰状態から着席状態に戻った場合のゲインＰの変化を示す。

このグラフVIIIでは、各フェーズＡ１〜Ａ４（図１１参照）の動きに対応したゲインＰが生成されていることが分かり、グラフIXでは筋電位の実測値（EMGex）の低下に伴ってゲインＰが補正されて低下していることが分かる。

このグラフVIIIとグラフIXとを対比すると、グラフVIIIが図１２（Ｂ）に示す基準パラメータ（EMGop）とほぼ同様にゲインＰが変化しているのに対し、グラフIXでは、図１２（Ｃ）に示す筋電位の実測値（EMGex）のグラフＶと同様にゲインＰが低下することが分かる。従って、図１２(Ｄ)に示す差分ΔEMGが許容値Ｈを超える場合には、装着者１２が通常の立ち上がり動作を中止して中腰状態から着席状態に動作するために筋力を弱めている。そして、この筋力の変化に追従するようにゲインＰが補正されているため、装着者１２はアシスト力の低下に伴って、スムーズに着席動作を行える。

このように、制御装置１００は、膝関節角度の検出値（θknee）及び筋電位の実測値（EMGex）に基づいて得られた基準パラメータ（EMGop）によるゲイン生成を行う自律制御と、装着者１２から検出された筋電位信号と膝関節角度（θknee）に応じた生体信号との差分が許容値Ｈを超える場合にゲインを補正して装着者１２の意思を反映させる随意的制御とを組み合わせることにより、装着者１２が一連のフェーズを終了させる前の動作途中に筋力を変化させた場合でもアシスト力を低下させることにより装着者１２の動作を妨げないように制御することが可能になるため、装着者１２の意思に反するようなアシスト力を付与することが防止される。

尚、上記実施例では、装着者１２の脚にアシスト力を付与する構成とされた動作補助装置１０を一例として挙げたが、これに限らず、例えば、腕の動作をアシストするように構成された動作補助装置にも本発明を適用することができるのは勿論である。

また、上記実施例では、電動モータの駆動トルクをアシスト力として伝達する構成について説明したが、電動モータ以外の駆動源を用いてアシスト力を発生させる装置にも適用することができるのは勿論である。

本発明になる装着式動作補助装置の一実施例に適用された制御系システムを示すブロック図である。 本発明になる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を前側からみた斜視図である。 本発明になる装着式動作補助装置の一実施例が装着された状態を後側からみた斜視図である。 動作補助装着具１８の左側面図である。 動作補助装着具１８の背面図である。 動作補助装置１０を構成する各機器のブロックである。 基準パラメータデータベース１４８に格納される各タスク及びフェーズの一例を示す図である。 基準パラメータデータベース１４８を模式的に示した図である。 指令信号データベース１５０を模式的に示した図である。 制御装置１００が実行する制御処理の手順を説明するためのフローチャートである。 動作の一例としてのフェーズＡ１〜Ａ５の動作過程を示す図である。 フェーズＡ１〜Ａ５に対応する各要素のグラフであり、(Ａ)は膝関節の角度変化を示すグラフ、（Ｂ）は基準パラメータの変化を示すグラフ、(Ｃ)は筋電位実測値の変化を示すグラフ、（Ｄ）は差分ΔEMG（＝EMGop− EMGex）の変化を示すグラフ、(Ｅ)はゲインＰの変化を示すグラフである。

符号の説明

１０ 動作補助装置
１２ 装着者
２０ 右腿駆動モータ
２２ 左腿駆動モータ
２４ 右膝駆動モータ
２６ 左膝駆動モータ
３０ 腰ベルト
３２，３４ バッテリ
３６ 制御バック
３８ａ，３８ｂ，４０ａ，４０ｂ，４２ａ，４２ｂ，４４ａ，４４ｂ 筋電位センサ
５０ａ，５０ｂ，５２ａ，５２ｂ 反力センサ
５４ 右脚補助部
５５ 左脚補助部
５６ 第1フレーム
５８ 第２フレーム
６０ 第３フレーム
６２ 第４フレーム
６４ 第1関節
６６ 第２関節
７０，７２，７４，７６ 角度センサ
７８ 第１締結ベルト
８０ 第２締結ベルト
８４ 踵受け部
８６ 電源回路
８８ 入出力インターフェイス
１００ 制御装置
１０１〜１０８ 差動増幅器
１１１〜１１４ 角度検出部
１２１〜１２４ 反力検出部
１３０ メモリ
１４０ 駆動源
１４２ 物理現象検出手段
１４４ 生体信号検出手段
１４６ データ格納手段
１４８ 基準パラメータデータベース
１５０ 指令信号データベース
１５２ フェーズ特定手段
１５４ 差分導出手段
１５８ 電力増幅手段
１６０ 自律的制御手段

Claims (8)

1. 装着者の動作を補助あるいは代行する装着式動作補助装置であって、
   前記装着者に対して動力を付与する駆動源を有した動作補助装着具と、
   前記装着者の動作に応じた当該装着者の関節の角度を検出する第１の検出手段と、
   前記装着者の筋活動に伴う生体信号を検出する第２の検出手段と、
   前記装着者の動作パターンを構成する一連のフェーズの個々に対応するように、装着者の関節角度および生体信号を設定したデータ群からなる基準パラメータを格納した格納手段と、
   前記第１の検出手段により検出された関節角度を前記基準パラメータの関節角度と比較することにより、前記装着者の動作パターンのフェーズを特定するフェーズ特定手段と、
   該フェーズ特定手段により特定された当該フェーズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための指令信号を生成し、前記装着者の意思に応じた動作パターンを補助するように前記駆動源を制御する自律的制御手段と、
   前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、前記第２の検出手段により検出された生体信号との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する判断手段と、
   前記差分が前記許容値を超えていると前記判断手段が判断した場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を前記差分に応じて変更する変更手段と、
   を備えたことを特徴とする装着式動作補助装置。
2. 前記変更手段は、前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号が前記第２の検出手段により検出された生体信号よりも大きい場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を減少させることを特徴とする請求項１に記載の装着式動作補助装置。
3. 前記動作補助装着具は、
   腰ベルトと、
   該腰ベルトの右側部から下方に設けられた右脚補助部と、
   前記腰ベルトの左側部から下方に設けられた左脚補助部と、
   を有しており、
   前記右脚補助部及び左脚補助部は、
   前記腰ベルトを支持するように下方に延在する第1フレームと、
   該第1フレームより下方に延在する第２フレームと、
   該第２フレームより下方に延在する第３フレームと、
   該第３フレームの下端に設けられ、前記装着者の脚の裏が載置される第４フレームと、
   前記第1フレームの下端と前記第２フレームの上端との間に介在する第1関節と、
   前記第２フレームの下端と前記第３フレームの上端との間に介在する第２関節と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載の装着式動作補助装置。
4. 前記第1関節は、前記装着者の股関節と一致する高さ位置に設けられ、
   前記第２関節は、前記装着者の膝関節と一致する高さ位置に設けられたことを特徴とする請求項３に記載の装着式動作補助装置。
5. 前記第１関節には、前記第２フレームを回動させるように駆動力を伝達する第１の駆動源を設け、
   前記第２関節には、前記第３フレームを回動させるように駆動力を伝達する第２の駆動源を設けたことを特徴とする請求項３または４に記載の装着式動作補助装置。
6. 前記第１、第２の駆動源は、関節角度を検出する角度センサを有することを特徴とする請求項５に記載の装着式動作補助装置。
7. 装着者の動作を補助あるいは代行するための動力を発生する駆動源と、前記装着者の動作に応じた当該装着者の関節の角度を検出する第１の検出手段と、装着者の筋活動に伴う生体信号を検出する第２の検出手段と、前記駆動源に動力を発生させるための指令信号を生成する自律的制御手段とを備えた装着式動作補助装置において前記駆動源を制御する方法であって、
   前記装着者の動作パターンを構成する一連のフェーズの個々に対応するように、装着者の関節角度および生体信号を設定したデータ群からなる基準パラメータを格納手段に予め格納する第１ステップと、
   前記第１の検出手段により検出された関節角度を前記基準パラメータの関節角度と比較することにより、前記装着者の動作パターンのフェーズを特定する第２ステップと、
   特定された当該フェーズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための指令信号を前記自律的制御手段に生成させ、前記装着者の意思に応じた動作パターンを補助するように前記駆動源を制御する第３ステップと、
   前記第１の検出手段により検出された関節角度に対応する基準パラメータの生体信号と、前記第２の検出手段により検出された生体信号との差分が予め設定した許容値を超えているか否かを判断する第４ステップと、
   前記差分が前記許容値を超えている場合に、前記自律的制御手段に生成させる指令信号を前記差分に応じて変更する第５ステップとを含むことを特徴とする装着式動作補助装置における駆動源の制御方法。
8. 前記請求項７に記載された制御方法をコンピュータに実行させるプログラム。

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