行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的制作方法
【專利摘要】提供新結(jié)構(gòu)的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)輔助器具，該關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)輔助器具結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單且重量輕，從而使用者能夠容易地穿脫，并且在對(duì)使用者的橫向的外力等的干擾作用時(shí)也不會(huì)妨礙使用者的反射性的防止跌倒的運(yùn)動(dòng)，從而能夠安全地支持行走狀態(tài)。行走運(yùn)動(dòng)輔助器具(10)具備左右一對(duì)設(shè)置有對(duì)具有柔軟性的輔助力傳遞部(12)施加拉伸力的驅(qū)動(dòng)源(40)的輔助構(gòu)件，并且具有與使用者的髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地對(duì)各輔助構(gòu)件中的各驅(qū)動(dòng)源(40)分別進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制的控制單元(49)。
【專利說(shuō)明】行走運(yùn)動(dòng)輔助器具

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明提供一種新結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，即，該行走運(yùn)動(dòng)輔助器具通過(guò)不過(guò)度地約束安裝了該行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的使用者的動(dòng)作而支持使用者行走時(shí)的肌力，從而即使例如在橫向的外力等對(duì)使用者產(chǎn)生干擾作用時(shí)，也能夠通過(guò)允許使用者通過(guò)反射反應(yīng)進(jìn)行防止跌倒的動(dòng)作來(lái)實(shí)現(xiàn)行走狀態(tài)的安全的支持。

【背景技術(shù)】
[0002]以往，為了輔助喪失肌力的殘疾人、肌力衰退的老年人進(jìn)行行走等動(dòng)作，而提出了如日本專利第4200492號(hào)公報(bào)(專利文獻(xiàn)I)、日本特開(kāi)2010-110464號(hào)公報(bào)(專利文獻(xiàn)2)所示那樣的安裝式輔助裝置。
[0003]另外，這些專利文獻(xiàn)1、2所記載的以往結(jié)構(gòu)的輔助裝置是外骨骼型輔助裝置，由沿著使用者的身體安裝的硬質(zhì)的臂、框架構(gòu)成的外骨骼在關(guān)節(jié)部處被馬達(dá)驅(qū)動(dòng)，從而使得使用者的腿與外骨骼臂一起進(jìn)行動(dòng)作。
[0004]然而，在這種利用硬質(zhì)的外骨骼的輔助裝置中，如果不與使用者的體格準(zhǔn)確匹配或安裝不合適，則存在導(dǎo)致在運(yùn)動(dòng)時(shí)對(duì)使用者的關(guān)節(jié)等施加過(guò)度的力的危險(xiǎn)。
[0005]并且，由于硬質(zhì)的外骨骼約束使用者的關(guān)節(jié)的動(dòng)作，因此例如當(dāng)存在橫向的外力等對(duì)使用者的干擾作用時(shí)，還有可能妨礙使用者通過(guò)反射反應(yīng)進(jìn)行防止跌倒的動(dòng)作，從而導(dǎo)致跌倒。
[0006]此外，在日本特開(kāi)2010-42069號(hào)公報(bào)(專利文獻(xiàn)3)中提出了如下一種輔助控制:設(shè)置左右分別測(cè)量作用于使用者的左右腳的地面反作用力的傳感器來(lái)檢測(cè)雙腿在前后和左右的載重負(fù)擔(dān)的平衡，由此在左右和前后的負(fù)擔(dān)失衡的情況下使其恢復(fù)。
[0007]可是，在這種輔助控制中，需要非常多的傳感器以及無(wú)時(shí)間延遲的控制和驅(qū)動(dòng)的系統(tǒng)，從而輔助裝置的結(jié)構(gòu)變得極其復(fù)雜是不可避免的。除此之外，在使用者的肌力反射性地應(yīng)對(duì)干擾的情況下，需要考慮使用者的肌力，因此驅(qū)動(dòng)力控制變得更加復(fù)雜且困難是不可避免的。并且，畢竟仍舊是利用外骨骼的輔助裝置，從而由于干擾所引起的穿著狀態(tài)的偏差等而導(dǎo)致對(duì)使用者的關(guān)節(jié)等施加過(guò)度的力的可能性是不可避免的。
[0008]專利文獻(xiàn)1:日本專利第4200492號(hào)公報(bào)
[0009]專利文獻(xiàn)2:日本特開(kāi)2010-110464號(hào)公報(bào)
[0010]專利文獻(xiàn)3:日本特開(kāi)2010-42069號(hào)公報(bào)


【發(fā)明內(nèi)容】

[0011]發(fā)明要解決的問(wèn)題
[0012]本發(fā)明是以上述情況為背景完成的，其解決課題在于提供如下一種新結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具:該行走運(yùn)動(dòng)輔助器具除了結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單且容易制造以外，還通過(guò)不過(guò)度地約束安裝了該行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的使用者的動(dòng)作而支持使用者行走時(shí)的肌力，由此能夠安全且有效地發(fā)揮肌力的訓(xùn)練效果。
[0013]用于解決問(wèn)題的方案
[0014]本發(fā)明的第一方式為行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于，具備左右一對(duì)輔助構(gòu)件，在該輔助構(gòu)件中，針對(duì)具有柔軟性的輔助力傳遞部的兩端部分設(shè)置有第一安裝部和第二安裝部，并且設(shè)置有對(duì)該輔助力傳遞部施加拉伸力的驅(qū)動(dòng)源，其中，該第一安裝部用于安裝于使用者的隔著髖關(guān)節(jié)的大腿部側(cè)和腰部側(cè)中的大腿部側(cè)，該第二安裝部用于安裝于上述腰部偵U，另一方面，具有:關(guān)節(jié)角度傳感器，其檢測(cè)該使用者的髖關(guān)節(jié)的前后方向的關(guān)節(jié)角度；存儲(chǔ)單元，其存儲(chǔ)與用于與該使用者的髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地驅(qū)動(dòng)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息和驅(qū)動(dòng)輸出信息有關(guān)的控制信息；以及控制單元，其根據(jù)該存儲(chǔ)單元中的該控制信息，對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源分別進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制。
[0015]在設(shè)為依照第一方式的結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，輔助力傳遞部具有柔軟性而允許變形，由此與具有硬質(zhì)的外骨骼的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具相比，使用者能夠容易地穿脫。并且，基于柔軟的輔助力傳遞部的變形，即使在安裝狀態(tài)下也允許使用者的反射性動(dòng)作，從而不會(huì)如以往結(jié)構(gòu)的外骨骼式行走運(yùn)動(dòng)輔助器具那樣過(guò)度地約束使用者的動(dòng)作。因此，通過(guò)使用者的反射性的動(dòng)作，能夠更有效地發(fā)揮肌力訓(xùn)練效果，并且例如在橫向的外力等對(duì)使用者產(chǎn)生干擾作用時(shí)也能夠允許使用者通過(guò)反射反應(yīng)進(jìn)行防止跌倒的動(dòng)作。
[0016]因而，根據(jù)本發(fā)明所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，能夠?qū)崿F(xiàn)支持行走時(shí)的肌力且有效地利用了使用者的反射性神經(jīng)系統(tǒng)所產(chǎn)生的肌肉運(yùn)動(dòng)的行走狀態(tài)。其結(jié)果，能夠針對(duì)雖然還未達(dá)到需要通過(guò)外骨骼支持體重等的程度、但是肌力下降的患者實(shí)現(xiàn)有效的行走運(yùn)動(dòng)輔助，能夠針對(duì)因運(yùn)動(dòng)器官障礙引起的運(yùn)動(dòng)器官癥候群(locomotive syndrome)的初期階段等發(fā)揮非常優(yōu)良的訓(xùn)練效果。
[0017]另外，通過(guò)基于輔助力傳遞部的柔軟性而允許使用者的反射性動(dòng)作，由此與外骨骼式行走運(yùn)動(dòng)輔助器具相比，能夠減輕對(duì)使用者的約束感，實(shí)現(xiàn)穿著感的提高。因此，還能夠減輕由于穿著行走運(yùn)動(dòng)輔助器具而給使用者帶來(lái)的肉體和精神上的負(fù)擔(dān)，從而能夠長(zhǎng)時(shí)間連續(xù)地穿著。
[0018]本發(fā)明的第二方式為，在第一方式所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，針對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源相互獨(dú)立地輸出上述控制單元的驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)。
[0019]在本方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，通過(guò)對(duì)左右一對(duì)輔助構(gòu)件的驅(qū)動(dòng)源獨(dú)立地進(jìn)行控制，與將這兩個(gè)輔助構(gòu)件相互關(guān)聯(lián)地進(jìn)行控制的情況相比，能夠以大的自由度且簡(jiǎn)單地進(jìn)行控制。并且，與相互關(guān)聯(lián)地進(jìn)行控制的情況相比，還能夠更容易且迅速地進(jìn)行針對(duì)存在意料之外的外力作用等的干擾的情況的應(yīng)對(duì)控制。
[0020]本發(fā)明的第三方式為，在第一或第二方式所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，上述存儲(chǔ)單元中的上述驅(qū)動(dòng)輸出信息是與上述關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地使上述驅(qū)動(dòng)源的輸出變化的信息。
[0021]在本方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，在人進(jìn)行行走運(yùn)動(dòng)時(shí)，將與左右腿部的動(dòng)作、肌肉運(yùn)動(dòng)相關(guān)聯(lián)地變化的髖關(guān)節(jié)的角度變化作為參照信號(hào)，來(lái)控制左右一對(duì)輔助構(gòu)件對(duì)左右一對(duì)腿部的支持力，因此能夠通過(guò)少量的傳感器單元和簡(jiǎn)單的控制系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)適合于行走運(yùn)動(dòng)的控制。
[0022]本發(fā)明的第四方式為，在第一~第三方式中的任一個(gè)方式所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，上述存儲(chǔ)單元存儲(chǔ)用于使上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的上述輔助力傳遞部的有效長(zhǎng)度與上述使用者的髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地追隨的撓曲防止控制信息，上述控制單元根據(jù)該存儲(chǔ)單元中存儲(chǔ)的該撓曲防止控制信息對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源分別進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制，使得與該關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地使上述有效長(zhǎng)度變更來(lái)將該輔助力傳遞部保持為固定的張力作用狀態(tài)。
[0023]在本方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，由于能夠減輕或避免隨著髖關(guān)節(jié)的變化而產(chǎn)生輔助力傳遞部的撓曲，因此從輔助力傳遞部作用于腿部的行走的支持力能夠有效且沒(méi)有大的時(shí)間延遲地適當(dāng)?shù)厥┘佑谑褂谜摺?br> [0024]本發(fā)明的第五方式為，在第一~第四方式中的任一個(gè)方式所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，上述關(guān)節(jié)角度傳感器是針對(duì)左右腿分別檢測(cè)上述使用者的大腿骨相對(duì)于髖骨的前后方向的傾斜角度的傳感器。
[0025]在本方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，能夠針對(duì)左右各條腿施加與髖關(guān)節(jié)的角度相應(yīng)的支持力，因此，還能夠在例如開(kāi)始行走時(shí)立即將支持力施加于邁出的腿。另外，即使在由于干擾而僅一條腿突然需要大的支持力的情況等下，也能夠?qū)崿F(xiàn)支持力的更迅速的發(fā)揮。
[0026]本發(fā)明的第六方式為，在第一~第五方式中的任一個(gè)方式所涉及的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，上述輔助力傳遞部的至少一部分能夠在上述驅(qū)動(dòng)源的拉伸力的作用方向上發(fā)生彈性變形。
[0027]在本方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，由驅(qū)動(dòng)源施加的拉伸力在第一安裝部與第二安裝部之間通過(guò)輔助力傳遞部的彈性而被緩和。因此，能夠避免對(duì)于使用者的關(guān)節(jié)等的過(guò)大的負(fù)荷、急劇的負(fù)荷，從而能夠?qū)崿F(xiàn)使用者的進(jìn)一步安全。
[0028]發(fā)明的效果
[0029]根據(jù)本發(fā)明，能夠提供一種新結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，該行走運(yùn)動(dòng)輔助器具不需要硬質(zhì)的外骨骼，結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單且容易制造，并且通過(guò)不過(guò)度地約束使用者的動(dòng)作而支持使用者行走時(shí)的肌力，由此允許例如在干擾等作用時(shí)的使用者的反射性的避免跌倒的動(dòng)作等，從而能夠安全且有效地發(fā)揮肌力的訓(xùn)練效果。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0030]圖1是表示作為本發(fā)明的第一實(shí)施方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的主視圖。
[0031]圖2是圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的后視圖。
[0032]圖3是圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的側(cè)視圖。
[0033]圖4是構(gòu)成圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的靜電電容型傳感器的立體圖。
[0034]圖5是在圖2所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的后視圖中去掉罩后示出驅(qū)動(dòng)裝置的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的圖。
[0035]圖6是表示圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中的控制系統(tǒng)的功能框圖。
[0036]圖7是用于說(shuō)明本發(fā)明的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的支持力的作用時(shí)間與髖關(guān)節(jié)角度的關(guān)系的說(shuō)明圖。
[0037]圖8是表示圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中的輔助力傳遞帶的伴隨行走運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的有效自由長(zhǎng)度的變化的說(shuō)明圖。
[0038]圖9是包含用于說(shuō)明圖8所示的輔助力傳遞帶的有效自由長(zhǎng)度與髖關(guān)節(jié)角度的關(guān)系的關(guān)系式的說(shuō)明圖。
[0039]圖10是用于說(shuō)明圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中的支持(輔助)力控制與輔助力傳遞帶的有效自由長(zhǎng)度變化對(duì)應(yīng)控制的關(guān)系的說(shuō)明圖。
[0040]圖11是表示對(duì)圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具的肌力支持(輔助)的效果進(jìn)行確認(rèn)的實(shí)驗(yàn)結(jié)果的曲線圖。
[0041]圖12是表示圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中的關(guān)節(jié)角度傳感器的其它形態(tài)例的主視圖。
[0042]圖13是表示圖1所示的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中的關(guān)節(jié)角度傳感器的又一其它形態(tài)例的主視圖。

【具體實(shí)施方式】
[0043]下面，參照附圖來(lái)說(shuō)明本發(fā)明的實(shí)施方式。
[0044]圖1~3中示出了作為本發(fā)明的實(shí)施方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10。行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10用于輔助髖關(guān)節(jié)的屈伸，具有如下結(jié)構(gòu):在跨越髖關(guān)節(jié)延伸的左右一對(duì)作為輔助力傳遞部的輔助力傳遞帶12、12各自的一端部設(shè)置有第一安裝部14，并且在左右一對(duì)輔助力傳遞帶12、12各自的另一端部共用地有設(shè)置第二安裝部16，該第一安裝部14用于安裝于使用者的隔著髖關(guān)節(jié)的、大腿骨所在的大腿部側(cè)，該第二安裝部16用于安裝于使用者的隔著髖關(guān)節(jié)的、髖骨所在的腰部側(cè)。而且，由這些左右一對(duì)輔助力傳遞帶12、12、各第一安裝部14、14、共用的第二安裝部16以及后述的一對(duì)作為驅(qū)動(dòng)源的電動(dòng)馬達(dá)40、40構(gòu)成左右一對(duì)輔助構(gòu)件。此外，在圖1~3中，以使用者安裝的狀態(tài)圖示了行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10，用雙點(diǎn)劃線示出了使用者的輪廓線。另外，在下面的說(shuō)明中，原則上，前面是指使用者的腹部側(cè)的面(正面)，后面是指使用者的背部側(cè)的面(背面)，上下是指作為鉛垂上下方向的圖1中的上下。另外，在下面的說(shuō)明中，“助力”是指在補(bǔ)充行走等動(dòng)作所需要的力的方向上作用的輔助力，“阻力”是指在抵抗進(jìn)行動(dòng)作所需要的力的方向上作用的輔助力。
[0045]更詳細(xì)地說(shuō)，輔助力傳遞帶12被設(shè)為將分別由布料形成的第一牽引帶18與第二牽引帶20通過(guò)金屬制的連結(jié)金屬配件22連結(jié)而成的結(jié)構(gòu)。由這些第一牽引帶18和第二牽引帶20形成的結(jié)構(gòu)部分都能夠柔軟地變形。
[0046]第一牽引帶I8由上下延伸的大致帶狀的布料等形成，被配設(shè)成在行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10的安裝狀態(tài)下覆蓋使用者的大腿的前面。此外，第一牽引帶18的材質(zhì)只要是能夠變形的軟質(zhì)的薄片材料即可，考慮到觸感、耐久性、透氣性等，除了有紡布、無(wú)紡布以外，還能夠適當(dāng)?shù)夭捎闷じ?、橡膠片材、樹(shù)脂片材等。特別是，本實(shí)施方式的第一牽引帶18能夠在作為后述的電動(dòng)馬達(dá)40所產(chǎn)生的拉伸力的作用方向的長(zhǎng)度方向(圖1中為上下方向)上發(fā)生彈性變形，并且在寬度方向(圖1中為左右方向)上彈性小而變形受限制，在長(zhǎng)度方向和寬度方向上具有針對(duì)輸入的變形量的各向異性。此外，期望第一牽引帶18在長(zhǎng)度方向上具有0.3kgf/cm2以上且0.5kgf/cm2以下的彈性。
[0047] 另外，在第一牽引帶18的上端安裝有環(huán)狀的連結(jié)金屬配件22，第一牽引帶18通過(guò)連結(jié)金屬配件22與第二牽引帶20相連結(jié)。第二牽引帶20是具有大致固定的寬度尺寸的帶狀，由使用伸縮性小的纖維的布料、皮革等形成為帶狀。第二牽引帶20其中間部分貫通連結(jié)金屬配件22來(lái)與第一牽引帶18相連結(jié)，由此構(gòu)成輔助力傳遞帶12。此外，第二牽引帶20也未必是被抑制伸縮性的材料，而為了緩和輔助力的作用沖擊來(lái)提高穿著感、并且避免過(guò)度地妨礙使用者通過(guò)自我意識(shí)進(jìn)行的運(yùn)動(dòng)，期望第一牽引帶18和第二牽引帶20中的至少一方采用由如上述那樣允許長(zhǎng)度方向的彈性變形的彈性纖維等構(gòu)成的具有伸縮性的材料。
[0048]另外，在輔助力傳遞帶12的第一牽引帶18的下方一體地設(shè)置有第一安裝部14。在本實(shí)施方式中，第一安裝部14被設(shè)成為了保護(hù)膝關(guān)節(jié)而使用的運(yùn)動(dòng)用護(hù)具狀，例如由具有伸縮性的布料等形成并纏繞在使用者的膝關(guān)節(jié)上，通過(guò)面狀搭扣、按扣、鉤扣等進(jìn)行安裝。此外，第一安裝部14也可以與第一牽引帶18相獨(dú)立地形成，通過(guò)粘接、縫合等進(jìn)行后固定。此外，考慮到不妨礙膝關(guān)節(jié)的屈伸，期望在第一安裝部14上形成被定位于使用者的膝蓋的貫通孔24。
[0049]另外，輔助力傳遞帶12的第二牽引帶20的兩端部被安裝在第二安裝部16。第二安裝部16具有分別被安裝在腰部的傳遞帶支撐帶26和驅(qū)動(dòng)裝置支撐帶28，第二牽引帶20的一端部被安裝在傳遞帶支撐帶26，并且另一端部被安裝在驅(qū)動(dòng)裝置支撐帶28。
[0050]傳遞帶支撐帶26由伸縮性小的帶狀的布料形成，被纏繞在使用者的腰部并將兩端部通過(guò)面狀搭扣、按扣、鉤扣等連結(jié)來(lái)安裝在使用者的腰部。另外，在傳遞帶支撐帶26上設(shè)置有呈環(huán)狀的一對(duì)引導(dǎo)金屬配件30、30，在傳遞帶支撐帶26被安裝于腰部的狀態(tài)下，該一對(duì)引導(dǎo)金屬配件30、30被配置在腰部的左右兩側(cè)。而且，第二牽引帶20的一端部利用縫合、焊接、按扣、鉤扣、面狀搭扣等手段安裝于傳遞帶支撐帶26的前面部分。
[0051]并且，在傳遞帶支撐帶26上安裝有向下方延伸出并檢測(cè)使用者的髖關(guān)節(jié)的前后方向的關(guān)節(jié)角度的、作為關(guān)節(jié)角度傳感器的左右一對(duì)靜電電容型傳感器32、32。所述靜電電容型傳感器32例如日本特開(kāi)2010-43880號(hào)公報(bào)、日本特開(kāi)2009-20006號(hào)公報(bào)等所示的那樣是允許發(fā)生彈性變形的柔軟的靜電電容變化型的傳感器，如圖4所示那樣具有在由介電性的彈性材料形成的電介質(zhì)層34的兩面設(shè)置有由導(dǎo)電性的彈性材料形成的一對(duì)電極膜36a、36b的結(jié)構(gòu)。
[0052]所述靜電電容型傳感器32被配設(shè)成從位于隔著髖關(guān)節(jié)的兩側(cè)的腰部跨越大腿部而延伸，沿著體側(cè)表面相重疊地?cái)U(kuò)展。在本實(shí)施方式中，靜電電容型傳感器32的上端部被安裝于傳遞帶支撐帶26來(lái)由其支撐，并且靜電電容型傳感器32的下端部被安裝于帶37，該帶37是被纏繞于大腿部而通過(guò)面狀搭扣等安裝的。
[0053]而且，在傳遞帶支撐帶26的安裝狀態(tài)下，靜電電容型傳感器32將由髖關(guān)節(jié)的屈伸引起的作用壓力的變化作為伴隨一對(duì)電極膜36a、36b的靠近/分離所產(chǎn)生的靜電電容的變化來(lái)進(jìn)行檢測(cè)，所述檢測(cè)信號(hào)被輸入到后述的驅(qū)動(dòng)裝置38的控制裝置(后述的46)。此外，沿著使用者的左右的各體側(cè)表面相重疊地各安裝有一個(gè)靜電電容型傳感器32，各自分別檢測(cè)左大腿骨的關(guān)節(jié)相對(duì)于髖骨的在前后方向的傾斜角度(髖關(guān)節(jié)的角度)和右大腿骨的關(guān)節(jié)相對(duì)于髖骨的的在前后方向的傾斜角度(髖關(guān)節(jié)的角度)。
[0054]關(guān)于所述髖關(guān)節(jié)的角度變化，例如能夠通過(guò)檢測(cè)靜電電容型傳感器32的面壓分布形態(tài)來(lái)更準(zhǔn)確地進(jìn)行檢測(cè)。具體地說(shuō)，在使用者的左右體側(cè)的各一方的表面擴(kuò)展且沿著隔著髖關(guān)節(jié)的上下延伸配設(shè)的各靜電電容型傳感器32中，當(dāng)使用者行走時(shí)向前方擺動(dòng)一條腿來(lái)使大腿骨相對(duì)于髖骨向前方彎曲時(shí)，在靜電電容型傳感器32中的比體側(cè)中央更靠后方的區(qū)域發(fā)生拉伸變形，且在比體側(cè)中央更靠前方的區(qū)域發(fā)生壓縮彎曲變形。另一方面，當(dāng)將腿在后方蹬起時(shí)，大腿骨相對(duì)于髖骨向后方彎曲，在靜電電容型傳感器32中的比體側(cè)中央更靠前方的區(qū)域發(fā)生拉伸變形，且在比體側(cè)中央更靠后方的區(qū)域發(fā)生壓縮彎曲變形。因而，在各靜電電容型傳感器32中，根據(jù)各區(qū)域的檢測(cè)值來(lái)判斷在夾著其體側(cè)中央線的前后的哪一個(gè)區(qū)域發(fā)生拉伸變形且在另一個(gè)區(qū)域發(fā)生了壓縮變形，能夠根據(jù)與各變形的程度相應(yīng)的檢測(cè)值的大小來(lái)求出髖關(guān)節(jié)的角度變化量。
[0055]特別是，如本實(shí)施方式所使用的那樣的靜電電容型傳感器32如日本特開(kāi)2010-43880號(hào)公報(bào)、日本特開(kāi)2009-20006號(hào)公報(bào)等所記載的那樣被設(shè)為薄片且容易變形的軟質(zhì)片材結(jié)構(gòu)，因此即使沿著身體表面安裝，也不會(huì)給予使用者過(guò)度的不適感、或者也不會(huì)約束使用者的反射性的身體動(dòng)作。
[0056]另一方面，驅(qū)動(dòng)裝置支撐帶28如圖1~圖3所示那樣，與傳遞帶支撐帶26同樣地由伸縮性小的帶狀的布料等形成，被纏繞在使用者的腰部并將兩端部通過(guò)面狀搭扣、按扣、鉤扣等連結(jié)來(lái)安裝在使用者的腰部。另外，驅(qū)動(dòng)裝置支撐帶28其背面部分相比于正面部分更向下方延伸出而具有大的面積，在該背面部分安裝有驅(qū)動(dòng)裝置38。
[0057]驅(qū)動(dòng)裝置38如圖5所示那樣構(gòu)成為包括:作為驅(qū)動(dòng)源的左右一對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40、40 ;由這一對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40、40驅(qū)動(dòng)而旋轉(zhuǎn)的左右一對(duì)旋轉(zhuǎn)軸42、42 ;向電動(dòng)馬達(dá)40、40供給電力的電池等電源裝置44 ；以及根據(jù)靜電電容型傳感器32、32的檢測(cè)結(jié)果來(lái)控制電動(dòng)馬達(dá)40、40的動(dòng)作的控制裝置46。
[0058]各電動(dòng)馬達(dá)40是一般的電動(dòng)機(jī)，優(yōu)選采用能夠檢測(cè)旋轉(zhuǎn)位置來(lái)控制正反兩方向的旋轉(zhuǎn)量的伺服馬達(dá)等。而且，通過(guò)來(lái)自電源裝置44的通電而被驅(qū)動(dòng)的電動(dòng)馬達(dá)40的驅(qū)動(dòng)軸48的旋轉(zhuǎn)驅(qū)動(dòng)力經(jīng)由適當(dāng)?shù)臏p速齒輪系被傳遞到旋轉(zhuǎn)軸42。旋轉(zhuǎn)軸42是以允許周向上的旋轉(zhuǎn)的方式被支承的桿狀構(gòu)件，在其外周面固定并纏繞有第二牽引帶20的另一端部。由此，第二牽引帶20的另一端部經(jīng)由驅(qū)動(dòng)裝置38安裝于驅(qū)動(dòng)裝置支撐帶28，據(jù)此，輔助力傳遞帶12跨越髖關(guān)節(jié)地配設(shè)。
[0059]而且，旋轉(zhuǎn)軸42通過(guò)從電動(dòng)馬達(dá)40的驅(qū)動(dòng)軸48受到的驅(qū)動(dòng)力而沿周向的一個(gè)方向旋轉(zhuǎn)，由此輔助力傳遞帶12的第二牽引帶20被卷繞在旋轉(zhuǎn)軸42。由此，電動(dòng)馬達(dá)40的驅(qū)動(dòng)力沿輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度方向(第一牽引帶18和第二牽引帶20的長(zhǎng)度方向)傳遞，并作為拉伸力施加于第一安裝部14與第二安裝部16之間。從上述內(nèi)容明顯可知，輔助力傳遞帶12沿電動(dòng)馬達(dá)40的驅(qū)動(dòng)力的傳遞方向延伸。另一方面，當(dāng)旋轉(zhuǎn)軸42通過(guò)電動(dòng)馬達(dá)40沿周向的另一個(gè)方向旋轉(zhuǎn)時(shí)，由旋轉(zhuǎn)軸42進(jìn)行的輔助力傳遞帶12的卷繞被解除而送出輔助力傳遞帶12，第一安裝部14與第二安裝部16之間的拉伸力被解除。
[0060]此外，電動(dòng)馬達(dá)40的反轉(zhuǎn)不是必須的，也可以通過(guò)停止向電動(dòng)馬達(dá)40的供電，來(lái)形成能夠自由地允許拉出輔助力傳遞帶12的狀態(tài)，由此解除第一安裝部14與第二安裝部16之間的拉伸力。由此，隨著使用者的肌力的動(dòng)作，輔助力傳遞帶12不會(huì)過(guò)度地松弛，不具有成為動(dòng)作的阻力的程度的張力，從而能夠容易地追隨行走動(dòng)作。
[0061]另外，通過(guò)控制裝置46控制從電源裝置44向電動(dòng)馬達(dá)40的通電的有無(wú)、通電方向(驅(qū)動(dòng)軸48的旋轉(zhuǎn)方向)來(lái)執(zhí)行電動(dòng)馬達(dá)40的控制?？刂蒲b置46根據(jù)靜電電容型傳感器32的檢測(cè)結(jié)果(輸出信號(hào))來(lái)檢測(cè)使用者的髖關(guān)節(jié)的彎曲運(yùn)動(dòng)和伸展運(yùn)動(dòng)，與所檢測(cè)出的髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)相應(yīng)地控制向電動(dòng)馬達(dá)40的通電。由此，通過(guò)控制裝置46來(lái)調(diào)節(jié)根據(jù)電動(dòng)馬達(dá)40的驅(qū)動(dòng)力施加于第一安裝部14與第二安裝部16之間的拉伸力。此外，在本實(shí)施方式中，控制裝置46確定行走動(dòng)作的階段(例如使髖關(guān)節(jié)彎曲后向前方移動(dòng)后腳的階段、使髖關(guān)節(jié)伸展后用前腳蹬地面的階段等的特定的髖關(guān)節(jié)角度)，根據(jù)作為確定出的行走動(dòng)作的階段的髖關(guān)節(jié)角度來(lái)控制向電動(dòng)馬達(dá)40的通電。
[0062]即，控制裝置46的對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40、40進(jìn)行控制的控制單元49將左右的髖關(guān)節(jié)的檢測(cè)角度作為參照信號(hào)，從電源裝置44向電動(dòng)馬達(dá)40、40供給電力以滿足與預(yù)先設(shè)定的特定階段的髖關(guān)節(jié)角度相對(duì)應(yīng)的電動(dòng)馬達(dá)40、40的控制條件。具體地說(shuō)，例如圖6所示的功能框圖那樣，所述控制單元49構(gòu)成為包括RAM等存儲(chǔ)單元50,該存儲(chǔ)單元50存儲(chǔ)有包含針對(duì)髖關(guān)節(jié)角度的變化確定將向電動(dòng)馬達(dá)40的供電開(kāi)始和停止等的定時(shí)的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息、確定向電動(dòng)馬達(dá)40供給的電力的大小(與支持力相對(duì)應(yīng)的輔助力傳遞帶12的卷繞量)的驅(qū)動(dòng)輸出信息的控制信息。此外，存儲(chǔ)在該存儲(chǔ)單元52中的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息、驅(qū)動(dòng)輸出信息能夠根據(jù)需要來(lái)變更設(shè)定，例如能夠按各使用者調(diào)節(jié)發(fā)揮支持力的髖關(guān)節(jié)的角度位置、所施加的支持力的大小等。
[0063]而且，按照預(yù)先存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元50的ROM、RAM中的程序，控制單元49的控制部將從作為左右的髖關(guān)節(jié)的角度傳感器的靜電電容型傳感器32、32輸出的髖關(guān)節(jié)角度作為參照信號(hào)，在所述髖關(guān)節(jié)角度達(dá)到了預(yù)先存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元50中的供電的開(kāi)始或停止的髖關(guān)節(jié)角度的情況下，輸出驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)以根據(jù)預(yù)先存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元50中的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息、驅(qū)動(dòng)輸出信息來(lái)開(kāi)始或停止從電源裝置44向輔助構(gòu)件的電動(dòng)馬達(dá)40的供電。另外，在本實(shí)施方式中，靜電電容型傳感器32、控制單元49中的控制部、輔助構(gòu)件驅(qū)動(dòng)用的電動(dòng)馬達(dá)40均左右各自獨(dú)立地設(shè)置一對(duì)，針對(duì)左右腿分別執(zhí)行基于存儲(chǔ)單元50的控制信息的、控制單元49對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40的供電控制?？傊?，針對(duì)左右腿相互獨(dú)立地輸出對(duì)左右一對(duì)輔助構(gòu)件的電動(dòng)馬達(dá)40、40進(jìn)行控制的控制單元49的驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)。
[0064]并且，作為存儲(chǔ)單元50中存儲(chǔ)的驅(qū)動(dòng)輸出信息，也可以包含用于與髖關(guān)節(jié)角度的范圍相對(duì)應(yīng)地改變向電動(dòng)馬達(dá)40供給的電力的信息(與卷繞量的初始值相乘的系數(shù)等)。由此，例如每當(dāng)髖關(guān)節(jié)角度達(dá)到預(yù)先設(shè)定的多個(gè)階段的角度時(shí)，能夠使電動(dòng)馬達(dá)40的輸出階段性地或者逐漸增大或減少，能夠使使用者所受到的助力在行走時(shí)更有效、或者進(jìn)一步減輕給予使用者的不適感。
[0065]附帶地說(shuō)，關(guān)于健康人的下肢肌中的“臀大肌”、“股二頭肌”、“脛骨前肌”、“股直肌”、“腓腸肌”的各部位，在行走過(guò)程中所產(chǎn)生的肌力發(fā)生變化。例如已知在各下肢肌中，與髖關(guān)節(jié)的角度變化相對(duì)應(yīng)地呈山形經(jīng)時(shí)變化的肌力按行走周期重復(fù)地產(chǎn)生。因而，能夠理解為:在本實(shí)施方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10中，將與髖關(guān)節(jié)角度相對(duì)應(yīng)的支持力施加于下肢肌如同附加地設(shè)置人工肌肉，從而能夠?qū)ο轮∷a(chǎn)生的行走肌力進(jìn)行輔助。
[0066]另外，在健康人行走時(shí)根據(jù)如上所述的靜電電容型傳感器32的輸出值檢測(cè)髖關(guān)節(jié)的角度變化的結(jié)果，確認(rèn)出如圖7所示那樣以實(shí)用的精度檢測(cè)出髖關(guān)節(jié)的周期性的變化圖案。因此認(rèn)為，通過(guò)根據(jù)所述靜電電容型傳感器32的檢測(cè)信號(hào)在預(yù)先確定的規(guī)定的定時(shí)控制向電動(dòng)馬達(dá)40的供電的開(kāi)始、停止等，能夠如上述那樣發(fā)揮行走肌力的輔助效果。此外，行走時(shí)的髖關(guān)節(jié)的角度變化幅度、髖關(guān)節(jié)的相位與各肌肉產(chǎn)生的肌力的相對(duì)關(guān)系根據(jù)使用者個(gè)人的體格、走路方式、習(xí)慣等而不同，因此期望針對(duì)每個(gè)使用者變更例如在圖7中的表示為輔助A、B、C的哪一個(gè)點(diǎn)執(zhí)行向電動(dòng)馬達(dá)40的供電的開(kāi)始、停止等這樣的具體的設(shè)定。此時(shí)，關(guān)于所述設(shè)定點(diǎn)是否適合于使用者的判斷，除了參照使用者的主觀意見(jiàn)進(jìn)行判斷以外，還能夠根據(jù)例如將變更向電動(dòng)馬達(dá)40的供電的開(kāi)始、停止等的點(diǎn)而分別實(shí)際測(cè)量出的使用者的肌電位傳感器的輸出值進(jìn)行相對(duì)比較所得到的支持效果的適當(dāng)與否判斷結(jié)果等來(lái)進(jìn)行判斷。
[0067]另外，如圖8中以模型的方式示出的那樣，當(dāng)將輔助力傳遞帶12的上端部分對(duì)于使用者的安裝位置設(shè)為支點(diǎn)A、將使用者的髖關(guān)節(jié)位置設(shè)為支點(diǎn)B、將輔助力傳遞帶12的下端部分對(duì)于使用者的安裝位置設(shè)為支點(diǎn)C時(shí)，與輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度相當(dāng)?shù)摩?ABC中的邊AC的長(zhǎng)度與髖關(guān)節(jié)的角度Θ相應(yīng)地變化。此外，圖8中的點(diǎn)O是穿過(guò)支點(diǎn)A的水平線與穿過(guò)支點(diǎn)B的鉛垂線的交點(diǎn)。另外，支點(diǎn)A的位置為第二牽引帶20的一端部安裝于傳遞帶支撐帶26的安裝位置與該第二牽引帶20所貫通的引導(dǎo)金屬配件30的大致中間位置。
[0068]在此，所述作為有效長(zhǎng)度的輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度(邊AC的長(zhǎng)度)如圖9所示那樣與行走時(shí)的髖關(guān)節(jié)的角度Θ相應(yīng)地周期性地變化，其具體的長(zhǎng)度能夠通過(guò)圖9中的數(shù)式求出。而且，在本實(shí)施方式中，通過(guò)對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40進(jìn)行正反轉(zhuǎn)控制使得輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度改變與基于所述數(shù)式計(jì)算的邊AC與在行走周期的規(guī)定的時(shí)刻的邊AC的沒(méi)有撓曲的基準(zhǔn)長(zhǎng)度的差相當(dāng)?shù)某叽?，由此在行走過(guò)程中作用于輔助力傳遞帶12的張力被維持為大致固定(例如大致±0)來(lái)防止撓曲。
[0069]這樣的基于輔助力傳遞帶12的張力調(diào)節(jié)的撓曲防止控制是通過(guò)如下方式實(shí)現(xiàn)的:與行走時(shí)的髖關(guān)節(jié)角度Θ相應(yīng)地基于預(yù)先存儲(chǔ)的關(guān)系式使電動(dòng)馬達(dá)40進(jìn)行旋轉(zhuǎn)動(dòng)作，來(lái)調(diào)節(jié)第二牽引帶20的卷繞量和送出量。具體地說(shuō)，例如圖6所示出的功能框圖那樣，所述撓曲防止控制系統(tǒng)構(gòu)成為包括存儲(chǔ)有撓曲防止控制信息的RAM等存儲(chǔ)單元50，該撓曲防止控制信息包含針對(duì)髖關(guān)節(jié)的角度的變化計(jì)算輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度(邊AC的長(zhǎng)度)的上述數(shù)式的系數(shù)、在行走周期的規(guī)定的時(shí)刻的輔助力傳遞帶12的基準(zhǔn)長(zhǎng)度、與第二牽引帶20的卷繞/送出量對(duì)應(yīng)的電動(dòng)馬達(dá)40的旋轉(zhuǎn)方向以及確定開(kāi)始/停止供電的定時(shí)的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息。此外，存儲(chǔ)在該存儲(chǔ)單元50中的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息能夠根據(jù)需要來(lái)變更設(shè)定，例如能夠與每個(gè)使用者的體格相應(yīng)地進(jìn)行調(diào)節(jié)。而且，如圖10所示那樣能夠獨(dú)立于前述的與髖關(guān)節(jié)的角度相對(duì)應(yīng)的支持力的控制來(lái)進(jìn)行所述撓曲防止控制，能夠以將雙方的控制相疊加而雙方的控制的目標(biāo)值疊加達(dá)成的方式由控制單元49輸出驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)來(lái)對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制。通過(guò)這樣的撓曲防止控制，輔助力傳遞帶12的有效長(zhǎng)度與髖關(guān)節(jié)的角度變化相對(duì)應(yīng)地追隨變化，將輔助力傳遞帶12維持為大致固定張力的延展?fàn)顟B(tài)，因此在基于支持力的控制來(lái)驅(qū)動(dòng)電動(dòng)馬達(dá)40時(shí)，幾乎不會(huì)受到由于與髖關(guān)節(jié)的角度變化相對(duì)應(yīng)的輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度變化所引起的不良影響，而能夠?qū)⒆鳛槟繕?biāo)的支持力穩(wěn)定且高精度地施加于使用者的腿部。
[0070] 如果穿著這樣的結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10，則在使髖關(guān)節(jié)彎曲時(shí)，施加輔助力(助力)以增強(qiáng)髖關(guān)節(jié)的彎曲運(yùn)動(dòng)所需要的力，能夠輔助伴隨髖關(guān)節(jié)的屈伸的動(dòng)作。即，控制裝置46當(dāng)根據(jù)靜電電容型傳感器32的檢測(cè)結(jié)果確定出使用者想要使髖關(guān)節(jié)彎曲時(shí)，從電源裝置44向電動(dòng)馬達(dá)40通電來(lái)使旋轉(zhuǎn)軸42沿周向的一個(gè)方向旋轉(zhuǎn)。由此，第二牽引帶20被旋轉(zhuǎn)軸42卷繞，從而第二牽引帶20的實(shí)質(zhì)長(zhǎng)度變短，因此外插在第二牽引帶20的中間部分的連結(jié)金屬配件22被拉向第二安裝部16側(cè)(上側(cè))而移位，由此輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度變短。而且，通過(guò)安裝于連結(jié)金屬配件22的第一牽引帶18來(lái)對(duì)第一安裝部14施加拉伸力，從而安裝在膝關(guān)節(jié)上的第一安裝部14被拉向安裝在腰部的第二安裝部16側(cè)。其結(jié)果，助力發(fā)揮作用以抵抗重力而將膝關(guān)節(jié)拉向腰部側(cè)，從而對(duì)進(jìn)行伴隨髖關(guān)節(jié)的彎曲的行走運(yùn)動(dòng)的肌力進(jìn)行輔助。此外，如果與由靜電電容型傳感器32檢測(cè)出的髖關(guān)節(jié)角度Θ的值的變化相應(yīng)地由控制裝置46調(diào)節(jié)旋轉(zhuǎn)軸42的旋轉(zhuǎn)力(對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40供電的電壓)，則能夠進(jìn)一步有效地針對(duì)使用者想要進(jìn)行的動(dòng)作提供合適的助力。另外，一旦髖關(guān)節(jié)角度Θ的值達(dá)到了預(yù)先設(shè)定的值就停止對(duì)電動(dòng)馬達(dá)40的通電，由此避免由于過(guò)度地補(bǔ)充或約束髖關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)而給使用者帶來(lái)不適感。
[0071]另一方面，控制裝置46當(dāng)根據(jù)靜電電容型傳感器32的檢測(cè)結(jié)果確定出使用者想要使髖關(guān)節(jié)伸展時(shí)，從電源裝置44向電動(dòng)馬達(dá)40通電來(lái)使旋轉(zhuǎn)軸42沿周向的另一個(gè)方向旋轉(zhuǎn)。由此，從旋轉(zhuǎn)軸42送出第二牽引帶20，從而第二牽引帶20的實(shí)質(zhì)長(zhǎng)度變長(zhǎng)，因此外插在第二牽引帶20的中間部分的連結(jié)金屬配件22由于自重、彈性等而向離開(kāi)第二安裝部16的方向(下側(cè))移位。而且，通過(guò)安裝于連結(jié)金屬配件22的第一牽引帶18對(duì)第一安裝部14施加的拉伸力被解除，由此防止行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10妨礙髖關(guān)節(jié)的伸展運(yùn)動(dòng)。
[0072]這樣，如果穿著行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10，則在使髖關(guān)節(jié)彎曲時(shí)所需要的力的一部分由電動(dòng)馬達(dá)40所產(chǎn)生的力來(lái)補(bǔ)充，因此例如在行走時(shí)進(jìn)行使髖關(guān)節(jié)彎曲后向前方移動(dòng)后腳的動(dòng)作時(shí)，能夠通過(guò)小的肌力進(jìn)行作為目標(biāo)的動(dòng)作。因而，只要使用行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10，即使在由于年齡增長(zhǎng)、傷病而使用者不具備用于進(jìn)行動(dòng)作的足夠的肌力的情況下，也能夠順暢地進(jìn)行作為目標(biāo)的動(dòng)作，從而能夠防止使用者的活動(dòng)受到限制。
[0073]另外，在將電動(dòng)馬達(dá)40的產(chǎn)生驅(qū)動(dòng)力作為助力傳遞到使用者的腿部的路徑上設(shè)置的輔助力傳遞帶12的第一牽引帶18能夠在力的傳遞方向上發(fā)生彈性變形。由此，電動(dòng)馬達(dá)40的產(chǎn)生驅(qū)動(dòng)力通過(guò)第一牽引帶18的彈性變形而被緩和后施加到使用者的腿部。因此，與電動(dòng)馬達(dá)40的產(chǎn)生驅(qū)動(dòng)力被直接傳遞的情況相比，能夠減輕對(duì)使用者的關(guān)節(jié)等的負(fù)荷，從而防止產(chǎn)生損傷肌肉等的問(wèn)題。特別是在本實(shí)施方式中，期望對(duì)使用者的腿部施加的助力為2kgf~5kgf左右的比較小的力。由此，不會(huì)強(qiáng)制性地使使用者進(jìn)行動(dòng)作，而是始終基于補(bǔ)充動(dòng)作所需要的肌力的不足這樣的思想來(lái)實(shí)現(xiàn)支持力的作用，從而不會(huì)對(duì)使用者的身體施加負(fù)擔(dān)，而能夠進(jìn)行需要的輔助。
[0074]附帶地說(shuō)，進(jìn)行了將設(shè)為依照本實(shí)施方式的結(jié)構(gòu)的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10實(shí)際安裝于健康人來(lái)確認(rèn)行走時(shí)的支持效果的實(shí)驗(yàn)。在進(jìn)行所述實(shí)驗(yàn)時(shí)，在腓腸肌的表面安裝肌電位傳感器，在施加支持力而有輔助的情況與不施加支持力的無(wú)輔助的情況之間比較了肌電位的檢測(cè)波形。圖11示出其結(jié)果。此外，針對(duì)將髖關(guān)節(jié)角度Θ作為參照信號(hào)并將上述圖7中的B點(diǎn)和C點(diǎn)設(shè)定為支持力的作用開(kāi)始的定時(shí)的情況分別進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)。如圖11所示，能夠確認(rèn)出通過(guò)施加支持力而在行走周期的20%~40%的區(qū)域中肌電位減小而發(fā)揮了有效的支持效果。
[0075]并且，由于輔助力傳遞帶12為軟質(zhì)而能夠變形，因此不會(huì)像以往的外骨骼式的輔助力傳遞裝置那樣給使用者帶來(lái)過(guò)度的約束感，特別是在從橫向推壓等時(shí)的干擾輸入時(shí)，也能夠通過(guò)允許使用者的反射性且突發(fā)性的動(dòng)作來(lái)實(shí)現(xiàn)避免跌倒的動(dòng)作。
[0076]此外，從避免支持力的沖擊性作用且減輕對(duì)使用者的約束的目的出發(fā)，期望將第一牽引帶18的在力的傳遞方向上的彈性設(shè)定在0.3kgf/cm2~0.5kgf/cm2之間。由此，電動(dòng)馬達(dá)40的產(chǎn)生驅(qū)動(dòng)力被充分地緩沖，從而能夠避免對(duì)使用者的腿部作用過(guò)大的負(fù)荷，并且將充分允許使用者的反射性動(dòng)作的程度的有效的助力傳遞到使用者的腿部，從而能夠有效地輔助進(jìn)行動(dòng)作。
[0077]并且，第一牽引帶18在與力的傳遞方向大致正交的方向上的變形受到限制，與第一牽引帶18形成為一體的第一安裝部14在周向上的伸縮(擴(kuò)徑變形或縮徑變形)被抑制，從而提高了形狀的穩(wěn)定性。由此，在電動(dòng)馬達(dá)40所產(chǎn)生的拉伸力發(fā)揮作用時(shí)，第一安裝部14不會(huì)脫離膝關(guān)節(jié)而被保持，從而助力被有效地傳遞到腿部。
[0078]另外，行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10的助力在髖關(guān)節(jié)的彎曲運(yùn)動(dòng)時(shí)發(fā)揮作用，另一方面，在髖關(guān)節(jié)的伸展運(yùn)動(dòng)時(shí)被解除。由此，只要穿著行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10，就能夠?qū)υ谄鹆顟B(tài)下進(jìn)行抵抗重力的運(yùn)動(dòng)所需要的髖關(guān)節(jié)的彎曲運(yùn)動(dòng)進(jìn)行輔助，另一方面，在起立狀態(tài)下通過(guò)重力作用來(lái)得到輔助的髖關(guān)節(jié)的伸展運(yùn)動(dòng)中避免助力作為阻力而發(fā)揮作用，從而能夠?qū)崿F(xiàn)順暢的動(dòng)作。因而，在重復(fù)進(jìn)行髖關(guān)節(jié)的彎曲和伸展的行走動(dòng)作等中，也不會(huì)妨礙動(dòng)作，能夠適時(shí)地提供需要的助力來(lái)適當(dāng)?shù)貙?duì)動(dòng)作進(jìn)行輔助。
[0079]在本實(shí)施方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10中，根據(jù)由靜電電容型傳感器32檢測(cè)髖關(guān)節(jié)角度的檢測(cè)結(jié)果，參照存儲(chǔ)在存儲(chǔ)單元50中的控制用信號(hào)并由控制裝置46自動(dòng)地執(zhí)行這種與使用者的動(dòng)作狀態(tài)相應(yīng)的助力的產(chǎn)生，因此使用者也不需要進(jìn)行麻煩的操作。另外，在本實(shí)施方式中，由于根據(jù)左右的髖關(guān)節(jié)角度來(lái)分別獨(dú)立地執(zhí)行針對(duì)左右腿部肌力的支持力的控制，因此例如即使在被什么絆倒等僅一條腿的髖關(guān)節(jié)角度發(fā)生大的變化的情況等下，也能夠容易地實(shí)現(xiàn)根據(jù)所述一條腿的髖關(guān)節(jié)角度的檢測(cè)值來(lái)發(fā)揮大的支持力等的控制。
[0080]并且，在本實(shí)施方式中，由于采用了靜電電容型傳感器32，因此針對(duì)溫度變化的檢測(cè)精度的下降小，并且針對(duì)溫度變化的校正也容易，因此例如在由于伴隨行走運(yùn)動(dòng)的使用者的體溫變化等而溫度變化大的情況下也能夠穩(wěn)定地得到準(zhǔn)確的檢測(cè)結(jié)果。除此之外，在靜電電容型傳感器32中 ，由于針對(duì)重復(fù)輸入的檢測(cè)精度的下降小，因此能夠確保充分的耐久性，從而能夠高精度地實(shí)現(xiàn)日常生活中的經(jīng)常使用等。
[0081]另外，本實(shí)施方式中的輔助力傳遞部被設(shè)為由具有帶形狀的薄布形成的輔助力傳遞帶12，由此被賦予足夠的柔軟性，與具有硬質(zhì)的外骨骼的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具相比，能夠容易地穿脫。即，在將硬質(zhì)的外骨骼安裝于使用者的情況下，使用者需要與外骨骼的形狀匹配地調(diào)節(jié)關(guān)節(jié)的彎曲角度，難以就座安裝的情況也多。但是，本實(shí)施方式的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10由于將第一安裝部14與第二安裝部16連結(jié)的輔助力傳遞帶12柔軟且根據(jù)需要彎曲，因此如果使輔助力傳遞帶12足夠長(zhǎng)，則無(wú)論使用者的關(guān)節(jié)的彎曲角度是什么樣的程度，都能夠使第一安裝部14和第二安裝部16分別安裝在適當(dāng)?shù)奈恢蒙?。并且，由于輔助力傳遞帶12是柔軟的，因此例如能夠在使髖關(guān)節(jié)彎曲的就座姿勢(shì)下分別安裝第一安裝部14和第二安裝部16，能夠以舒適的姿勢(shì)進(jìn)行穿脫作業(yè)。
[0082]并且，通過(guò)采用由薄片的帶形狀的布形成的輔助力傳遞帶12，能夠使行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10的重量輕，即使是肌力下降的老年人等也能夠容易地進(jìn)行操作。并且，在本實(shí)施方式中，由于第一安裝部14和第二安裝部16也分別設(shè)為由布制成，因此使行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10整體的重量更輕，能夠?qū)崿F(xiàn)包括穿脫作業(yè)等的處理性的進(jìn)一步提高。
[0083]并且，通過(guò)設(shè)為輔助力傳遞帶12由薄布制成，在安裝狀態(tài)下輔助力傳遞帶12沿著使用者的身體表面的形狀配設(shè)，并且沿著身體表面在厚度方向上容易地彎曲。因此，也能夠在行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10上再穿衣服，從而能夠在日常生活中不顯眼地、輕松地使用。
[0084]另外，通過(guò)將第一安裝部14安裝于膝關(guān)節(jié)，并且將第二安裝部16安裝于腰部，由此防止輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度變長(zhǎng)至所需長(zhǎng)度以上，實(shí)現(xiàn)行走運(yùn)動(dòng)輔助器具10的小型化，并且將助力有效地施加于腿部。大概是因?yàn)椋?dāng)在大腿擺動(dòng)時(shí)作為支點(diǎn)的髖關(guān)節(jié)(圖8中的支點(diǎn)B)至作為作用點(diǎn)的第一和第二安裝部14、16 (分別為圖8中的支點(diǎn)C、A)的分離距離變大時(shí)拉伸力所產(chǎn)生的支持力有效地作用于腿部。另外，在本實(shí)施方式中，由于輔助力傳遞帶12的至少一部分具有彈性，因此能夠不改變作為支點(diǎn)的髖關(guān)節(jié)至作為作用點(diǎn)的第一和第二安裝部14、16的分離距離地使輔助力傳遞帶12的長(zhǎng)度(圖8中的邊AC)變大，從而除了拉伸力所產(chǎn)生的支持力以外，彈性恢復(fù)力也有效地作用于腿部。并且，通過(guò)將驅(qū)動(dòng)裝置38設(shè)置在行走時(shí)運(yùn)動(dòng)量少的腰部，能夠減輕驅(qū)動(dòng)裝置38妨礙行走動(dòng)作的情形。
[0085]以上詳細(xì)記述了本發(fā)明的實(shí)施方式，但是本發(fā)明不限定于該具體的記載。例如，第一安裝部也能夠安裝于膝關(guān)節(jié)的上方的大腿部，由此能夠?qū)崿F(xiàn)裝置的更小型化。
[0086]另外，控制裝置46、電源裝置44等的安裝位置不被限定，例如也能夠通過(guò)作為利用通電用引線連接的獨(dú)立結(jié)構(gòu)而裝在使用者的衣服的口袋里、掛在使用者的肩膀上等來(lái)進(jìn)行安裝。
[0087]并且，作為檢測(cè)使用者的動(dòng)作的關(guān)節(jié)角度傳感器，不限定于靜電電容型的傳感器，例如也能夠采用基于由于力的作用所引起的電阻值的變化來(lái)檢測(cè)使用者的動(dòng)作的電阻變化型傳感器。如果采用這樣的電阻變化型傳感器，則能夠使用直流電壓進(jìn)行測(cè)量，因此容易使測(cè)量電路簡(jiǎn)單化，容易實(shí)現(xiàn)小型化、成本的減少。并且，由于電阻值對(duì)于小的力的作用也靈敏地發(fā)生變化，因此從關(guān)節(jié)的細(xì)微運(yùn)動(dòng)至大運(yùn)動(dòng)能夠大范圍地進(jìn)行檢測(cè)。此外，作為電阻變化型傳感器，例如優(yōu)選采用日本特開(kāi)2008-69313號(hào)公報(bào)等所示的具有柔軟性的傳感器。另外，也可以組合使用靜電電容型傳感器和電阻變化型傳感器等組合使用結(jié)構(gòu)或檢測(cè)方法不同的多種傳感器。
[0088]另外，例如還能夠如圖12所示那樣將靜電電容型傳感器54安裝在第一牽引帶18的背面(與大腿的重疊面)來(lái)重疊安裝在大腿前面，來(lái)檢測(cè)伴隨使髖關(guān)節(jié)彎曲時(shí)的大腿肌肉的變形產(chǎn)生的第一牽引帶18與大腿之間的夾緊壓力作為靜電電容的變化?；蛘?，如果例如圖13所示那樣采用從使用者的臀部向大腿擴(kuò)展的靜電電容型傳感器56，則能夠更直接地檢測(cè)髖關(guān)節(jié)的屈伸。在這種情況下，行走運(yùn)動(dòng)輔助器具57構(gòu)成為除了輔助力傳遞帶12和第一、第二安裝部14、16以外，還包括具備靜電電容型傳感器56的短褲(打底褲)狀的傳感器保持套裝58，安裝傳感器保持套裝58后安裝輔助力傳遞帶12和第一、第二安裝部14、16。此外，圖12、圖13所示的靜電電容型傳感器54、56的基本結(jié)構(gòu)也能夠采用與實(shí)施方式所示的靜電電容型傳感器32相同的結(jié)構(gòu)。另外，還能夠?qū)⑷鐖D12、圖13所示那樣安裝于大腿部的前面的靜電電容型傳感器54、安裝于臀部的表面的靜電電容型傳感器56以其上下兩端部分安裝于使用者的身體表面等，例如利用伴隨在邁出腳時(shí)發(fā)生拉伸變形且在蹬起腳時(shí)拉伸變形被緩和的情形所產(chǎn)生的應(yīng)力變化，來(lái)檢測(cè)髖關(guān)節(jié)的前后方向的擺動(dòng)角。并且，作為關(guān)節(jié)角度傳感器，也能夠采用旋轉(zhuǎn)編碼器等的直接檢測(cè)角度的傳感器來(lái)直接檢測(cè)髖關(guān)節(jié)角度。
[0089]另外，輔助力傳遞部并不限定于整體具有撓性(柔軟性)，如果是局部，則也可以存在由金屬、合成樹(shù)脂等形成的硬質(zhì)的部分。并且，既可以設(shè)為輔助力傳遞部整體能夠在力的傳遞方向上發(fā)生彈性變形，也可以設(shè)為輔助力傳遞部局部地被允許在力的傳遞方向上發(fā)生彈性變形。
[0090]另外，在本發(fā)明的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，通過(guò)對(duì)使用者施加阻力、即在抵抗行走運(yùn)動(dòng)輔助所需要的力的方向上作用的力，也能夠獲得肌力訓(xùn)練效果。具體地說(shuō)，在關(guān)節(jié)角度傳感器檢測(cè)出髖關(guān)節(jié)的伸展運(yùn)動(dòng)、特別是在使前腳向后方移動(dòng)時(shí)，以在與行走運(yùn)動(dòng)相反的方向、即使前腳向前方移動(dòng)的方向上施加力的方式由控制單元49輸出驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)。在本發(fā)明的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具中，這樣的阻力通過(guò)由電動(dòng)馬達(dá)40卷繞輔助力傳遞帶12來(lái)施加于使用者。另外，也可以將助力和阻力組合來(lái)在使一條腿從后方向前方移動(dòng)時(shí)施加助力、在使一條腿從前方向后方移動(dòng)時(shí)施加阻力，無(wú)論哪一種方式都通過(guò)由電動(dòng)馬達(dá)40卷繞輔助力傳遞帶12來(lái)實(shí)現(xiàn)。通過(guò)向使用者施加這樣的阻力，能夠使在行走時(shí)施加于使用者的負(fù)荷與通常行走相比增大，例如能夠針對(duì)肌力下降的患者更有效地促進(jìn)肌力的恢復(fù)。并且，在確認(rèn)出肌力恢復(fù)時(shí)，通過(guò)使供電的大小階段性地、或者逐漸變大來(lái)使施加于患者的負(fù)荷變大，由此能夠進(jìn)一步促進(jìn)肌力恢復(fù)，從而期待改善、防止運(yùn)動(dòng)器官癥候群等癥狀。
[0091]附圖標(biāo)記說(shuō)明
[0092] 10,57:行走運(yùn)動(dòng)輔助器具；12:輔助力傳遞帶(輔助力傳遞部)；14:第一安裝部；16:第二安裝部；32、54、56:靜電電容型傳感器；40:電動(dòng)馬達(dá)(驅(qū)動(dòng)源)；46:控制裝置；49:控制單元；50:存儲(chǔ)單元。
【權(quán)利要求】
1.一種行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 具備左右一對(duì)輔助構(gòu)件，在該輔助構(gòu)件中，針對(duì)具有柔軟性的輔助力傳遞部的兩端部分設(shè)置有第一安裝部和第二安裝部，并且設(shè)置有對(duì)該輔助力傳遞部施加拉伸力的驅(qū)動(dòng)源，其中，該第一安裝部用于安裝于使用者的隔著髖關(guān)節(jié)的大腿部側(cè)和腰部側(cè)中的大腿部側(cè)，該第二安裝部用于安裝于上述腰部側(cè)，另一方面，具有: 關(guān)節(jié)角度傳感器，其檢測(cè)該使用者的髖關(guān)節(jié)的前后方向的關(guān)節(jié)角度； 存儲(chǔ)單元，其存儲(chǔ)與用于與該使用者的髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地驅(qū)動(dòng)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源的驅(qū)動(dòng)定時(shí)信息和驅(qū)動(dòng)輸出信息有關(guān)的控制信息；以及 控制單元，其根據(jù)該存儲(chǔ)單元中的該控制信息，對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源分別進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 針對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源相互獨(dú)立地輸出上述控制單元的驅(qū)動(dòng)控制信號(hào)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 上述存儲(chǔ)單元中的上述驅(qū)動(dòng)輸出信息是與上述關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地使上述驅(qū)動(dòng)源的輸出變化的信息。
4.根據(jù)權(quán)利要求1~3中的任一項(xiàng)所述的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 上述存儲(chǔ)單元存儲(chǔ)用于使上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的上述輔助力傳遞部的有效長(zhǎng)度與上述使用者的髖關(guān)節(jié)的關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地追隨的撓曲防止控制信息， 上述控制單元根據(jù)該存儲(chǔ)單元中存儲(chǔ)的該撓曲防止控制信息對(duì)上述左右一對(duì)輔助構(gòu)件中的各上述驅(qū)動(dòng)源分別進(jìn)行驅(qū)動(dòng)控制，使得與該關(guān)節(jié)角度的變化相對(duì)應(yīng)地使上述有效長(zhǎng)度變更來(lái)將該輔助力傳遞部保持為固定的張力作用狀態(tài)。
5.根據(jù)權(quán)利要求1~4中的任一項(xiàng)所述的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 上述關(guān)節(jié)角度傳感器是針對(duì)左右腿分別檢測(cè)上述使用者的大腿骨相對(duì)于髖骨的前后方向的傾斜角度的傳感器。
6.根據(jù)權(quán)利要求1~5中的任一項(xiàng)所述的行走運(yùn)動(dòng)輔助器具，其特征在于， 上述輔助力傳遞部的至少一部分能夠在上述驅(qū)動(dòng)源的拉伸力的作用方向上發(fā)生彈性變形。
【文檔編號(hào)】A61H3/00GK104053424SQ201380005666
【公開(kāi)日】2014年9月17日 申請(qǐng)日期:2013年3月29日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月30日
【發(fā)明者】山本元司, 高杉紳一郎, 巖本幸英, 佐藤雅紀(jì), 橋本和信 申請(qǐng)人:國(guó)立大學(xué)法人九州大學(xué), 東海橡塑工業(yè)株式會(huì)社