專利名稱：穿戴式動作輔助裝置以及控制用程序的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種穿戴式動作輔助裝置，特別是涉及一種輔助 或者代行穿戴者動作的穿戴式動作輔助裝置以及控制用程序的改進。
背景技術：
即便是健康者能夠簡單進行的動作，大多情況下對于失去肌 力的身體障礙者或肌力衰弱的高齡者而言也是非常困難的。因此， 目前為了輔助或者代行這些人的動作，進行著各種動力助推裝置 的開發(fā)。
作為這些動力助推裝置，例如有使用者(以下稱為"穿戴者") 所穿戴的穿戴式動作輔助裝置(以下簡單稱為"動作輔助裝置")。
作為這種動作輔助裝置，正在開發(fā)具備如下單元的裝置肌電位 傳感器(生物體信號檢測單元)，其檢測伴隨穿戴者肌活動的肌電位 信號；關節(jié)角度檢測單元，其檢測穿戴者各關節(jié)的角位移；向穿 戴者賦予作為助推力的轉矩的驅動馬達等的驅動源；以及控制單 元，其控制該驅動源(例如非專利文獻1)。
在該動作輔助裝置中，控制單元根據(jù)肌電位傳感器的檢測結 果和關節(jié)角度檢測單元的檢測結果來適當控制驅動馬達，由此能 夠將與穿戴者的意思相應且適合當前動作的轉矩賦予該穿戴者， 正在期待著該實現(xiàn)。
非專利文南大l: 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， 200
發(fā)明內(nèi)容
發(fā)明要解決的問題
另外，在上述動力輔助裝置中，當最初使該穿戴者穿戴并進 行初始設定時，盡管動力輔助裝置自身的動力學參數(shù)、例如重量、 慣性力矩以及粘性系數(shù)是已知的值，但由于個體差等的變動要因 而導致穿戴者的動力學參數(shù)是未知的值，因此根據(jù)初始設定時的 動力學參數(shù)產(chǎn)生作為助推力的轉矩，有可能由于穿戴者的不同而 無法得到充分的效果。
另外，在利用進行身體障礙者的功能恢復訓練、肌力衰弱的 人的步行訓練等的設施等對多個穿戴者輪流穿戴l臺動力輔助裝 置的情況下，例如有時控制系統(tǒng)設定時設想的穿戴者體格和實際 穿戴的各穿戴者體格大不相同。在這種情況下，穿戴者的動力學 參數(shù)的設定值和實際值不匹配，有可能使原本應該合適的助推力
由于穿戴者的不同而變得過小或者過剩。
認為如果對每個穿戴者準備專用的動力輔助裝置，則能夠容 易解決這種問題。然而，不施加解剖等物理損傷而同定穿戴者動 力學參數(shù)是極為困難的，并且即使是同一穿戴者，動力學參數(shù)也 有可能由于身體條件、穿衣等變動要因而變動，因此不得不說不 妥當。因而，在上述動力輔助裝置中具有如下問題即使運用各 種控制方法，并將與穿戴者的意思相應且適合當前動作的轉矩賦 予該穿戴者，也產(chǎn)生無法得到充分效果的情況。
因此，本發(fā)明鑒于上述實情，其課題是提供不依賴于穿戴者 的個體差、身體條件等變動要因而能夠發(fā)揮與控制方法相應的效 果的穿戴式動作輔助裝置以及控制用程序。
用于解決問題的方案
為了解決上述問題，本發(fā)明具有如下單元。
上述權利要求l的發(fā)明具有生物體信號檢測單元，其檢測來 自穿戴者的生物體信號；動作輔助穿戴工具，其具有向穿戴者賦
予使該穿戴者的各關節(jié)作為旋轉軸而起作用的轉矩的驅動源；以
及控制單元，其控制上述驅動源使得產(chǎn)生與由上述生物體信號檢 測單元檢測出的生物體信號相應的轉矩，該穿戴式動作輔助裝置
的特征在于，具備驅動轉矩估計單元，其估計上述驅動源產(chǎn)生 的驅動轉矩；關節(jié)角度檢測單元，其檢測上述關節(jié)的角位移；以 及參數(shù)同定單元，其將由上述驅動轉矩估計單元估計的驅動轉矩 以及由上述關節(jié)角度檢測單元檢測出的角位移代入包括穿戴者固
有的動力學參數(shù)而構成的系統(tǒng)整體的運動方程式，由此同定該動 力學參數(shù)，其中，上述控制單元根據(jù)代入了由上述參數(shù)同定單元
同定的動力學參數(shù)的上述運動方程式，按照規(guī)定的控制方法控制 上述驅動源。
權利要求2的發(fā)明具有生物體信號檢測單元，其檢測來自穿 戴者的生物體信號；動作輔助穿戴工具，其具有向該穿戴者賦予 使穿戴者的關節(jié)作為旋轉軸而起作用的轉矩的驅動源；以及控制 單元，其控制上述驅動源使得產(chǎn)生與由上述生物體信號檢測單元 檢測出的生物體信號相應的轉矩，該穿戴式動作輔助裝置的特征 在于，具備驅動轉矩估計單元，其估計上述驅動源產(chǎn)生的驅動 轉矩；關節(jié)角度檢測單元，其檢測上述關節(jié)的角位移；關節(jié)轉矩 估計單元，其估計將上述驅動源產(chǎn)生的驅動轉矩和基于穿戴者肌 力的肌轉矩合成的關節(jié)轉矩；肌轉矩估計單元，其根據(jù)由上述驅 動轉矩估計單元估計的驅動轉矩和由上述關節(jié)轉矩估計單元估計 的關節(jié)轉矩之間的關系，估計穿戴者產(chǎn)生的肌轉矩或者肌力；參 數(shù)同定單元，其將由上述驅動轉矩估計單元估計的驅動轉矩、由 上述關節(jié)角度檢測單元檢測出的角位移以及由上述肌轉矩估計單
元估計的肌轉矩代入包括穿戴者固有的動力學參數(shù)而構成的系統(tǒng) 整體的運動方程式，由此同定該動力學參數(shù)，其中，上述控制單 元根據(jù)代入了由上述參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的上述運動 方程式，按照規(guī)定的控制方法控制上述驅動源。
權利要求3的發(fā)明的特征在于，還具備校準單元，該校準單元 為了使由上述生物體信號檢測單元檢測出的生物體信號和由上述 肌轉矩估計單元估計的肌轉矩或者肌力之間的對應關系成為預先 設定的關系，調(diào)整兩者間的增益。
權利要求4的發(fā)明的特征在于，上述生物體信號檢測單元以貼
附在穿戴者皮膚上的狀態(tài)被使用，將該穿戴者的肌電位作為上述 生物體信號進行檢測。
權利要求5的發(fā)明的特征在于，上述動作輔助穿戴工具具有 腰帶；右腿輔助部，其設置在該腰帶的右側部的下方；以及左腿 輔助部，其設置在上述腰帶的左側部的下方，上述右腿輔助部以 及左腿輔助部具有第1框，其向下方延伸以支撐上述腰帶；第2 框，其延伸到該第l框的下方；第3框，其延伸到該第2框的下方； 第4框，其設置在該第3框的下端，載置了穿戴者的腳底；第1關節(jié)， 其介于上述第l框的下端和上述第2框的上端之間；以及第2關節(jié)， 其介于上述第2框的下端和上述第3框的上端之間。
權利要求6的發(fā)明的特征在于，上述第l關節(jié)具有第l驅動源， 其設置在與穿戴者的髖關節(jié)一致的高度位置上，并且傳遞驅動力 以使上述第2框轉動；以及第l關節(jié)角度檢測單元，其檢測穿戴者 的髖關節(jié)的角位移，上述第2關節(jié)具有第2驅動源，其設置在與 穿戴者膝關節(jié)一致的高度位置上，并且傳遞驅動力以使上述第3框 轉動；第2關節(jié)角度檢測單元，其檢測穿戴者的膝關節(jié)的角位移。
權利要求7的發(fā)明的特征在于，上述控制單元遵從進行使用了 由參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的重力補償以及慣性補償之中
的至少任一個補償?shù)目刂品椒ā?br> 權利要求8的發(fā)明的特征在于，上述控制單元遵從使用了由參 數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的阻抗控制方法。
權利要求9的發(fā)明的特征在于，使上述權利要求7所述的控制
方法在作為上述控制單元的計算機中執(zhí)行。
權利要求10的發(fā)明的特征在于，使上述權利要求8所述的控制 方法在作為上述控制單元的計算機中執(zhí)行。 發(fā)明的效果
根據(jù)本發(fā)明，在穿戴者穿戴的狀態(tài)下由參數(shù)同定單元同定該 穿戴者固有的動力學參數(shù)，可由控制單元根據(jù)代入了該同定的動 力學參數(shù)的運動方程式來控制驅動源，因此不依賴于穿戴者個體 差、身體條件等變動要因，而能夠發(fā)揮與上述控制單元所使用的 控制方法相應的效果。
另外，根據(jù)本發(fā)明，能夠由控制單元根據(jù)代入了由肌轉矩估 計單元估計的肌轉矩或者肌力的運動方程式來控制驅動源，因此 在從穿戴者產(chǎn)生肌力的狀態(tài)下也能夠同定動力學參數(shù)，穿戴者不 需要用于同定上述動力學參數(shù)的等待時間就能夠發(fā)揮上述效果。
另外，根據(jù)本發(fā)明，還具備校準單元，該校準單元為了使由 生物體信號檢測單元檢測出的生物體信號和由肌轉矩估計單元檢
測出的肌轉矩或者肌力之間的對應關系成為預先設定的關系，調(diào) 整兩者間的增益，因此，能夠事先防止在來自上述生物體信號檢 測單元的檢測結果中產(chǎn)生靈敏度不佳、靈敏度過剩的情形。其結 果，能夠防止穿戴者的動力學參數(shù)的同定精確度降低的情形，并 且還能夠防止驅動源所產(chǎn)生的助推力變得過小或者過大的情形。
另外，根據(jù)本發(fā)明，具備控制單元，該控制單元進行使用了 由參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的重力補償以及慣性補償之中 的至少一個補償，因此，能夠抑制動作輔助裝置本身的重量成為
穿戴者負擔的情形、在動作時動作輔助裝置本身的慣性給穿戴者 帶來不適感的情形。
另外，根據(jù)本發(fā)明，具備遵從使用了由參數(shù)同定單元同定的 動力學參數(shù)的阻抗控制方法的控制單元，因此能夠起到例如減小 出現(xiàn)的慣性、粘性等來實現(xiàn)輕快的動作的阻抗控制特有的效果。


圖l是表示與本發(fā)明有關的穿戴式動作輔助裝置的一個實施 例的控制系系統(tǒng)的框圖。
圖2是從前側觀察穿戴本發(fā)明的穿戴式動作輔助裝置的一個 實施例的狀態(tài)的立體圖。
圖3是從后側觀察穿戴了本發(fā)明的穿戴式動作輔助裝置的一 個實施例的狀態(tài)的立體圖。
圖4是動作輔助穿戴工具18的左側視圖。
圖5是動作輔助穿戴工具18的背面圖。
圖6是用于說明控制裝置100執(zhí)行的控制處理的過程的流程圖。
圖7A是表示數(shù)學模型各要素的圖，是從側面觀察穿戴了動作 輔助穿戴工具1 8的穿戴者12的腿的側視圖。
圖7B是表示數(shù)學模型各要素的圖，是對應于穿戴者12的腿而 示意性地表示各要素的圖。
圖8A是表示驅動源140的助推力和穿戴者12的肌力之間的作 用的圖，是表示驅動源140的驅動轉矩(Te)和穿戴者12的肌轉矩 (Tm)之間的合力作為關節(jié)力矩(A T)而作用的情況的系統(tǒng)圖。
圖8 B是表示驅動源14 0的助推力和穿戴者12的肌力之間的作 用的圖，是示意性地表示以膝關節(jié)為中心使腿向上方(或者前方) 轉動時作用的各轉矩的圖。
圖9A是表示穿戴者12穿戴動作輔助穿戴工具18時所執(zhí)行的參 數(shù)校正處理的圖，是表示在參數(shù)同定部160中進行的參數(shù)同定處理 過程的流程圖。
圖9B是表示穿戴者12穿戴動作輔助穿戴工具18時所執(zhí)行的參 數(shù)校正處理的圖，是表示在關節(jié)轉矩估計單元152中進行的估計關 節(jié)轉矩的轉矩估計處理的過程的流程圖。
圖IOA是以包括進行參數(shù)同定處理時的未知參數(shù)(Pu)的動力 學參數(shù)的過渡應答的實驗數(shù)據(jù)來表示慣性力矩的收斂圖案的圖。
圖IOB是以包括進行參數(shù)同定處理時的未知參數(shù)(Pu)的動力 學參數(shù)的過渡應答的實驗數(shù)據(jù)來表示重力力矩的收斂圖案的圖。
圖IOC是以包括進行參數(shù)同定處理時的未知參數(shù)(Pu)的動力 學參數(shù)的過渡應答的實驗數(shù)據(jù)來表示粘性系數(shù)的收斂圖案的圖。
圖ll是表示對作為穿戴者12的被檢者A、 B、 C的每一個在同 一條件下進行同定實驗時的實驗結果的圖表。
圖12A是以表示本實施例的參數(shù)同定處理的同定精確度的一 例的實驗數(shù)據(jù)來表示伴隨步行動作的髖關節(jié)慣性力矩的同定精確 度的圖。
圖12B是以表示本實施例的參數(shù)同定處理的同定精確度的一 例的實驗數(shù)據(jù)來表示伴隨步行動作的膝關節(jié)慣性力矩的同定精確 度的圖。
圖13是表示在校準部158中進行的校準過程的流程圖。
圖14A是表示無控制(不助推)的膝關節(jié)角度變化的圖。
圖14B是表示無控制(不助推)的肌電位變化的圖。
圖14C是表示無控制(不助推)的失真儀表輸出變化的圖。
圖15A是表示PD控制的助推器的膝關節(jié)角度變化的圖。
圖15B是表示PD控制的助推器的肌電位變化的圖。
圖15C是表示PD控制的助推器的失真儀表輸出變化的圖。
圖16A是表示PD控制+混合阻抗控制的助推器的膝關節(jié)角度
變化的圖。
圖16B是表示PD控制+混合阻抗控制的助推器的肌電位變化的圖。
圖16C是表示PD控制+混合阻抗控制的助推器的失真儀表輸 出變4匕的圖。
附圖標記i兌明
10:動作輔助裝置；12:穿戴者；20:右腿驅動馬達；22: 左腿驅動馬達；24:右膝驅動馬達；26:左膝驅動馬達；30:腰 帶；32、 34:電〉也；36: 4空制背包；38a、 38b、 40a、 40b、 42a、 42b、 44a、 44b:肌電位傳感器；45、 46:力傳感器；50a、 50b、 52a、 52b:反作用力傳感器；54:右腿輔助部；55:左腿輔助部； 56:第l框；58:第2框；60:第3框；62:第4框；64:第l關節(jié)； 66:第2關節(jié)；70、 72、 74、 76:角度傳感器；78:第l締結帶； 80:第2締結帶；84:腳踵支撐部；100:控制裝置；140:驅動源； 142:關節(jié)角度檢測單元；144:生物體信號檢測單元；146:相對 力檢測單元；150:驅動轉矩估計單元；152:關節(jié)轉矩確定單元； 153:肌轉矩估計單元；154:數(shù)據(jù)輸入部；156: ^:據(jù)保存部；158: 校準部；160:參數(shù)同定部；162:數(shù)據(jù)輸出部；200:控制部。
具體實施例方式
下面參照

本發(fā)明的 一個實施例。 實施例
圖l是表示與本發(fā)明有關的穿戴式動作輔助裝置的一個實施 例中應用的控制系系統(tǒng)的框圖。
如圖l所示，動作輔助裝置10具備驅動源140,其向穿戴者 12賦予助推力；關節(jié)角度檢測單元142，其檢測穿戴者12的各關節(jié)
的角位移e;生物體信號檢測單元144,其檢測與穿戴者12產(chǎn)生的 肌力相應的肌電位(生物體信號)；以及相對力檢測單元146,其檢 測作用于動作輔助裝置10的相對力(△ F)。這里所說的助推力是產(chǎn) 生使動作輔助穿戴工具18(參照圖2、圖3)中的各關節(jié)(相當于穿戴 者12的膝關節(jié)以及髖關節(jié)的各個)作為轉動軸而起作用的轉矩的 力，也可以說是助推轉矩。另外，相對力檢測單元146檢測對動作 輔助穿戴工具18的框作用的力、即利用驅動源140產(chǎn)生的力和穿戴 者12的肌力之間關系相對決定的力。
另外，動作輔助裝置10具備通過電力放大單元141驅動控制驅 動源140的控制裝置100?？刂蒲b置100具備驅動轉矩估計單元 150、關節(jié)轉矩估計單元152、肌轉矩估計單元153、數(shù)據(jù)輸入部154、 數(shù)據(jù)保存部156、校準部158、參數(shù)同定部(參數(shù)同定單元)160、控 制部200以及數(shù)據(jù)輸出部162。
驅動轉矩估計單元15 0估計驅動源14 0產(chǎn)生的驅動轉矩Te,例 如能夠應用如下單元檢測提供給驅動源140的電流值，通過將該 電流值與驅動源14 0所固有的轉矩常數(shù)相乘來進行驅動轉矩(Te)的 估計。關節(jié)轉矩估計單元152估計與由相對力#全測單元146檢測出 的相對力(A F)相應的、穿戴者12的各關節(jié)轉動的關節(jié)轉矩(A T)。 肌轉矩估計單元153根據(jù)由驅動轉矩估計單元150估計的驅動轉矩 (Te)和由關節(jié)轉矩估計單元152估計的關節(jié)轉矩(A T),估計穿戴者 12的肌力的肌轉矩(A Tm)(參照圖8A)。
數(shù)據(jù)輸入部154是來自動作輔助裝置10中的各種檢測單元的 檢測數(shù)據(jù)、來自各種估計單元的估計數(shù)據(jù)的輸入接口 。在數(shù)據(jù)保 存部156中保存有進行控制裝置100中的各種運算處理時所需的數(shù) 據(jù)。校準部158讀耳又來自數(shù)據(jù)輸入部154的力幾電位(EMG)及肌力估計 值(F，)、和來自數(shù)據(jù)保存部156的規(guī)定的設定增益(Gs),為使肌電 位(EMG)以及肌力估計值(F，)的對應關系變成設定增益(Gs)而能夠
調(diào)整兩者間的增益。
參數(shù)同定部160使用從數(shù)據(jù)保存部156讀取的后述的運動方程
式數(shù)據(jù)(Mi)以及已知參數(shù)(Pk),在運算環(huán)境上構成成為對象的運動
方程式，并且構成為在該運動方程式中能夠代入來自數(shù)據(jù)輸入部
154的驅動轉矩估計值(Te)、關節(jié)轉矩估計值(A T)以及關節(jié)角度9。 另外，參數(shù)同定部160的詳細情況在后面敘述，通過在成為對象的 運動方程式中代入來自數(shù)據(jù)輸入部154的數(shù)據(jù)，能夠在該運動方程 式中同定成為未定的動力學參數(shù)。
控制部2 0 0能夠讀入來自數(shù)據(jù)保存部15 6的后述的控制方法數(shù) 據(jù)(Ci)、來自數(shù)據(jù)輸入部154的驅動轉矩估計值(Te)、關節(jié)轉矩估
以及來自校準部158的進行了校正的肌電位(EMG，)。另外，控制部 200的詳細情況在后面敘述，使用控制方法數(shù)據(jù)(Ci)在運算環(huán)境上 構成規(guī)定的控制單元，通過使該控制單元反映驅動轉矩估計值 (Te)、關節(jié)轉矩估計值(AT)、關節(jié)角度e、同定參數(shù)(Pi)以及肌電 位(EMG，)，能夠送出用于驅動控制驅動源140的控制信號Ur 。
數(shù)據(jù)輸出部162是用于將來自控制部200的控制信號Ur送出到 電力放大單元141的輸出接口。電力放大單元141響應于來自數(shù)據(jù) 輸出部162的控制信號Ur,對驅動源14 0進行驅動。
此外，作為上述的^t準部158、參lt同定部160以及控制部200, 能夠應用中央運算處理裝置(CPU)上構成的單元，如果集中到一個 CPU上，則最好實現(xiàn)小型化/部件數(shù)減輕。
圖2是從前側觀察穿戴了與本發(fā)明有關的穿戴式動作輔助裝 置的一個實施例的狀態(tài)的立體圖。圖3是從后側觀察穿戴了與本發(fā) 明有關的穿戴式動作輔助裝置的 一個實施例的狀態(tài)的立體圖。
如圖2以及圖3所示，動作輔助裝置10例如是輔助(助推)由于骨 骼肌的肌力低下而使步行不自由的下肢運動功能障礙者、或者如
進行步行運動恢復的患者等那樣自力步行困難的人的步行動作的 裝置。該動作輔助裝置10檢測由來自腦的信號產(chǎn)生肌力時所生成 的生物體信號(表面肌電位)，根據(jù)該檢測信號賦予來自驅動源
140(在本實施例中使用電動式的驅動馬達)的助推力。
因而，動作輔助裝置10與構成為根據(jù)預先輸入的數(shù)據(jù)對機械
手進行計算機控制的所謂重放型機器人完全不同，也被稱為自動
套裝或者動力套裝等。
穿戴了動作輔助裝置10的穿戴者12當以自己的意思進行動作
時，從動作輔助裝置10賦予與此時產(chǎn)生的生物體信號相應的助推
力，能夠利用該助推力和自身肌力的合力來步行。例如，如果使
助推力占該合力的一半，則穿戴者12能夠以所需肌力的一半進行動作。
接著，更詳細地說明動作輔助裝置10的結構的 一 例。 如圖2以及圖3所示，在動作輔助裝置10中，在穿戴者12所穿 戴的動作輔助穿戴工具18上設置有驅動源140,更詳細地說，分別 設置有位于穿戴者12的右側髖關節(jié)的右腿驅動馬達2 0 、位于左側 髖關節(jié)的左腿驅動馬達22 、位于右膝關節(jié)的右膝驅動馬達24以及 位于左膝關節(jié)的左膝驅動馬達26。
這些驅動馬達20、 22、 24、 26相當于上述驅動源140,更詳細 地說，是根據(jù)來自控制裝置100的指令信號來控制驅動轉矩的伺服 馬達，內(nèi)置有以規(guī)定的減速比使馬達旋轉減速的減速機構(未圖示)。
另外，在穿戴在穿戴者12的腰上的腰帶30中，安裝有作為用 于驅動驅動馬達20、 22、 24、 26的電源而發(fā)揮功能的電池32、 34。 電池32、 34是充電式電池，不妨礙穿戴者12的步行動作地左右分
散配置。
另外，在穿戴在穿戴者12背部的控制背包36中，收納有電力
放大單元141、控制裝置100、電源電路(未圖示)等儀器。此外，控
制背包36的下部被腰帶30支撐，安裝成使控制背包36的重量不成 為穿戴者12的負擔。
另外，在動作輔助裝置10中設置有檢測伴隨穿戴者12的右 腿運動的肌電位(EMGhip)的肌電位傳感器38a、 38b、檢測伴隨穿 戴者12的左腿運動的肌電位(EMGhip)的肌電位傳感器40a、 40b 、 檢測伴隨右膝運動的肌電位(EMGknee)的肌電位傳感器42a、 42b、 以及檢測伴隨左膝運動的肌電位(EMGknee)的肌電位傳感器44a、 44b。這些各肌電位傳感器38a、 38b、術、40b、 42a、 42b、 44a、 44b相當于上述生物體信號檢測單元144,更詳細地說，是測定使 骨骼肌產(chǎn)生肌力時的表面肌電位的檢測單元，具有檢測骨骼肌中 產(chǎn)生的微弱電位的電極(未圖示)。此外，在本實施例中，將各肌電 位傳感器38a、 38b、術、40b、 42a、 42b、 44a、 44b安裝成利用覆 蓋電極周圍的粘接封條貼裝在穿戴者12的皮膚表面上。
在此，簡要說明設置了這些各肌電位傳感器的動作輔助裝置 10能夠賦予穿戴者12隨意選擇的助推力的理論。
在人體中，由來自人腦的指令在形成骨骼肌的肌肉表面放出 神經(jīng)鍵傳遞物質的乙酰膽堿的結果，肌纖維膜的離子透過性發(fā)生 變化/人而產(chǎn)生活動電位(EMG: Electro MyoGram Myoelectricity)。 而且，由于活動電位而產(chǎn)生肌纖維的收縮，產(chǎn)生肌力。因此，通 過檢測骨骼肌的肌電位，能夠推測步行動作時產(chǎn)生的肌力，能夠 從基于該推測的肌力的假想轉矩中求出步行動作所需的助推力。
另外，當由血液提供稱為肌纖蛋白和肌漿球蛋白的蛋白質時 肌肉進行伸縮，但是發(fā)出肌力是在收縮時。因此，在兩個骨頭連 結為相互可轉動的狀態(tài)的關節(jié)中，產(chǎn)生彎曲關節(jié)的方向的力的彎 曲肌和產(chǎn)生伸開關節(jié)的方向的力的伸月幾裝架在兩個骨之間。而且， 在人體中從腰向下有多個用于移動腿的肌肉，有向前擺腿的腸腰
肌、將腿放下的臀大肌(大殿筋)、用于伸開膝蓋的大腿四頭肌、以 及彎曲膝蓋的大腿二頭肌等。
上述肌電位傳感器38a、 40a貼裝在穿戴者12的腿根部分前側， 由此能夠#r測腸腰肌的表面肌電位，能夠測定與向前伸腿時的肌 力相應的肌電位。肌電位傳感器38b、 40b貼裝在穿戴者12的臀部， 由此能夠檢測臀大肌的表面肌電位，例如能夠測定與向后踢的力、 上階梯時的力幾力相應的fl電位。力幾電位傳感器42a、 44a貼裝在穿 戴者12的膝上前側，由此能夠檢測大腿四頭肌的表面肌電位，能 夠測定與膝蓋以下向前伸出的肌力相應的U幾電位。肌電位傳感器 42b、 44b貼裝在穿戴者12的膝上后側上，由此能夠檢測大腿二頭 肌的表面月幾電位，能夠測定與膝蓋以下向后返回的肌力相應的肌 電位。
才艮才居這才羊酉己i殳了月幾電4立傳感器38a、 38b、 40a、 40b、 42a、 42b、 44a、 44的動作輔助裝置10,能夠檢測與腸腰肌、臀大肌、大腿四 頭肌以及大腿二頭肌的活動相應的肌電位，通過以與該肌電位相 應的驅動電流來驅動驅動馬達20、 22、 24、 26,能夠賦予穿戴者 12隨意選擇的助推力。
另外，在動作輔助裝置10中設置有在動作輔助穿戴工具18 中檢測作用于穿戴者12的髖關節(jié)轉動的轉矩的力傳感器45 、以及 檢測作用于穿戴者12的膝關節(jié)轉動的轉矩的力傳感器46(它們相 當于上述相對力4全測單元146)。力傳感器45、 46例如由4全測與施 加的力相應的失真、并輸出與產(chǎn)生的失真大小成比例的電信號的 失真儀表構成，分別設置在動作輔助穿戴工具18的右腿部以及左 腿部。更詳細地說，力傳感器45設置在由與穿戴者12的腿部對應 的第2框58檢測由驅動馬達20 、 22的驅動轉矩產(chǎn)生彎曲的部位的失 真的位置上。另外，力傳感器46設置在與穿戴者12的脛部對應的 第3框60中^r測通過驅動馬達24、 26的驅動轉矩而產(chǎn)生彎曲的部位
的失真的位置上。
另外，在動作輔助裝置10中，為了平滑地進行步行動作等的 重心移動，需要檢測腳底所涉及的負載，在本實施例中在穿戴者
12的左右腳底設置有反作用力傳感器50a、 50b、 52a、 52b(圖2以及 圖3中利用虛線表示)。
反作用力傳感器50a檢測對右腳前側負載的反作用力，反作用 力傳感器50b檢測對右腳后側負載的反作用力。反作用力傳感器 52a檢測對左腳前側負載的反作用力，反作用力傳感器52b檢測對 左腳后側負載的反作用力。各反作用力傳感器50a、 50b、 52a、 52b 例如由輸出與施加的負載相應的電壓的壓電元件等構成，能夠分 別檢測伴隨體重移動的負載變化、以及穿戴者12的腳和地面的有 無接地。
接著，同時參照圖4以及圖5說明動作輔助穿戴工具1 8的結構。
圖4是動作輔助穿戴工具18的左側視圖。圖5是動作輔助穿戴 工具18的背面圖。
如圖4以及圖5所示，動作輔助穿戴工具18具有穿戴在穿戴者 12的腰上的腰帶30、設置在腰帶30的右側部的下方的右腿輔助部 54、以及設置在腰帶30的左側部的下方的左腿輔助部55 。
右腿輔助部54以及左腿輔助部55被相互對稱地配置，具有 向下方延伸以支撐腰帶30的第1框56、延伸到第l框56的下方并沿 著穿戴者12腿外側而形成的第2框58 、延伸到第2框58的下方并沿 著穿戴者12的脛外側而形成的第3框60、以及載置了穿戴者12的腳 底(穿了鞋的情況下鞋底)的第4框62。
在第l框56的下端以及第2框58之間存在成為軸承構造的第1 關節(jié)64，將第l框56和第2框58可轉動地連結。第1關節(jié)64設置在與 髖關節(jié)一致的高度位置上，第l框56結合在第l關節(jié)64的支撐側， 第2框58結合在第1關節(jié)64的轉動側。
另外，在第2框5 8的下端以及第3框6 0之間存在軸承構造的第2 關節(jié)66,將第2框58和第3框60可轉動地連結。第2關節(jié)66設置在與 膝關節(jié)一致的高度位置上，第2框58結合在第2關節(jié)66的支撐側， 第3框60結合在第2關節(jié)66的轉動側。
因而，將第2框58以及第3框60安裝成使得相對于固定在腰帶 30上的第l框56進行以第1關節(jié)64以及第2關節(jié)66為轉動支點的振 動子運動。即，第2框58以及第3框60構成為能夠進行與穿戴者12 的腿相同的動作。
而且，在第l關節(jié)64以及第2關節(jié)66的支撐側設置有馬達托架 68。馬達托架68具有向外側水平方向突出的馬達支撐部68a，在馬 達支撐部68a上以垂直狀態(tài)安裝有驅動馬達20、 22、 24、 26。因此， 將驅動馬達20、 22、 24、 26設置成不向側方較大地突出以使步^亍 動作時難以^接觸周圍的障礙物等。
另外，第l關節(jié)64以及第2關節(jié)66構成為驅動馬達20、 22、 24、 26的旋轉軸通過齒輪向作為被驅動側的第2框58、第3框60傳 遞驅動#爭矩。
并且，驅動馬達20、 22、 24、 26具有才全測關節(jié)角度的角度傳 感器(相當于關節(jié)角度檢測單元142)70、 72、 74、 76。角度傳感器 70、 72、 74、 76例如由對與第l關節(jié)64以及第2關節(jié)66的關節(jié)角度 成t匕例的脈沖數(shù)進行計數(shù)的旋轉編碼器等構成，將對應于與關節(jié)
角度相應的脈沖數(shù)的電信號作為傳感器輸出而輸出。
角度傳感器70、72檢測與穿戴者12的髖關節(jié)的關節(jié)角度(e hip)
相當?shù)牡趌框56和第2框58之間的轉動角度。另外，角度傳感器74、
76檢測與穿戴者12的膝關節(jié)的關節(jié)角度(e knee)相當?shù)牡?框5 8的
下端和第3框60之間的轉動角度。
此外，第1關節(jié)64以及第2關節(jié)66是只在穿戴者12的髖關節(jié)、
膝關節(jié)的可轉動的角度范圍內(nèi)轉動的結構，內(nèi)置有制動機構(未圖
示)使得不向穿戴者12的髖關節(jié)、膝關節(jié)提供不合理的動作。
在第2框58上安裝有與穿戴者12的腿締結的第l締結帶78。另 外，在第3框60上安裝有與穿戴者12的膝下締結的第2締結帶80。 因而，由驅動馬達20、 22、 24、 26產(chǎn)生的驅動轉矩通過齒輪傳遞 給第2框58、第3框60,進而通過第1締結帶78、第2締結帶80作為 助推力而傳遞給穿戴者12的腿。
另外，在第3框60的下端通過軸82可轉動地連結有第4框62。 并且，在第4框62的下端設置有載置穿戴者12的鞋底的腳踵部分的 腳踵支撐部84。而且，第2框58以及第3框60能夠通過螺絲機構來 調(diào)整軸方向的長度，能夠根據(jù)穿戴者12的腿的長度而調(diào)整為任意 長度。
上述各框56、 58、 60、 64分別由金屬形成，能夠支撐設置在 腰帶30上的電池32、 34、控制背包36、動作輔助穿戴工具18的重 量。即，動作輔助裝置10構成為使動作輔助穿戴工具18等的重量 不對穿戴者12起作用，安裝成不對穿戴者12提供多余的負載。
在此，參照圖6的流程圖說明如上所述當穿戴者12穿戴動作輔 助穿戴工具18時控制裝置10 0伴隨穿戴者12的步行動作而執(zhí)行的 助推控制處理的過程。
如圖6所示，控制裝置100在步驟S11(下面省略"步驟")中獲 取由與關節(jié)角度檢測單元142相當?shù)慕嵌葌鞲衅?0、 72、 74、 76檢 測出的關節(jié)角度(e knee， 9 hip)。接著進入S12，獲取由與生物體信 號才全測單元144相當?shù)脑聨纂娢粋鞲衅?8a、 38b、 40a、 40b、 42a、 42b、 44a、 44b牙全測出的月幾電4立4言號(EMGknee, EMGhip)。
接著，進入到S13，將上述Sll、 S12中獲取的關節(jié)角度(e knee, 9 hip)及肌電位信號(EMGknee， EMGhip)與基準參數(shù)數(shù)據(jù)庫(未圖 示)進行對照，來確定與穿戴者12的動作對應的任務狀態(tài)。在接著 的S14中，選擇與上述S13中確定的狀態(tài)相應的指令函數(shù)f(t)以及增
益P(自律控制單元)。
然后，進入到S15,運算與由物理現(xiàn)象^r測單元142^r測出的 關節(jié)角度對應的基準參數(shù)的生物體信號(EMGop)、和由生物體信號 檢測單元144檢測出的肌電位信號(EMGex)之間的差分，導出△ EMG^EMGop-EMGex)(判斷單元)。
在接著的S16中，將在上述S15中運算的差分△ EMG和預先i殳 定的允許值(閾值)進行比較，確認差分AEMG是否不到允許值。在 該S16中，當差分AEMG不到允許值時，對穿戴者12的關節(jié)動作的 肌電位對應于穿戴者12的動作，因此判斷為能夠將來自與驅動源 140相當?shù)尿寗玉R達20、 22、 24、 26的驅動轉矩作為助推力賦予穿 戴者12的腿。
因而，在S16中，當差分AEMG不到允許值時，進入到S17, 將指令信號送出到與電力放大單元141相當?shù)鸟R達驅動器(未圖 示)。由此，與驅動源140相當?shù)尿寗玉R達20、 22、 24、 26產(chǎn)生基 于從穿戴者12得到的的關節(jié)角度(e knee， e hip)以及肌電位信號 (EMGknee, EMGhip)的驅動轉矩，通過第2框58、第3框60以及第1 締結帶78、第2締結帶80將該驅動轉矩作為助推力而傳遞給穿戴者 12的腿。
另外，在上述S16中，在差分AEMG超過允許值的情況下，對 穿戴者12的關節(jié)動作的肌電位不與穿戴者12的動作對應，因此判 斷為來自驅動馬達20、 22、 24、 26的驅動轉矩不與穿戴者12想動 作的運動相對應。因而，在S16中，當差分AEMG在允許值以上時， 進入到S19,進行增益P的變更處理。即，在S19中，進行增益P，二P x (l-(AEMG/EMGop"的運算，從而變更為校正增益P，(〈P)。
而且，在S17中，利用校正增益P，生成的指令信號(控制信號) 是比增益為P的情況還小的值，向與電力放大單元141相當?shù)鸟R達 驅動器(未圖示)提供比增益為P的情況還小的控制信號。由此，驅
動馬達20、 22、 24、 26產(chǎn)生比增益為P的情況還小的驅動轉矩。
其結果，驅動馬達20、 22、 24、 26與各動作的狀態(tài)無關地， 產(chǎn)生基于與穿戴者12的意思對應的肌電位信號(EMGknee, EMGhip)的實測值的驅動轉矩，通過第2框58、第3框60以及第1締 結帶78、第2締結帶80將該驅動轉矩作為助推力傳遞給穿戴者12的 腿。
這樣，在上述S19中進行增益P的變更處理，因此例如即使穿 戴者12在動作的中途中止其動作(狀態(tài))而轉移到別的動作(狀態(tài))
能夠進行控制使得不能與穿戴者12的意思相反地強迫當初的動 作。因而，穿戴者12通過如上所述的自律控制和近似于隨意控制 的隨意性控制混合存在的控制方法，能夠得到與穿戴者12的意思 相應的助4#力。
在S18中，確認是否進行了對該任務的最終狀態(tài)的控制處理。 在S18中，在殘留有對該任務的最終狀態(tài)的控制處理的情況下返回 到上述Sll,進行對下一狀態(tài)的控制處理(S11 S18)。另外，在S18 中，當進行了對該任務的最終狀態(tài)的控制處理時，結束本次的控 制處理。
接著，說明從數(shù)據(jù)保存部15 6讀取到參數(shù)同定部16 0中的運動 方程式數(shù)據(jù)(Mi)以及已知參數(shù)(Pk)。運動方程式數(shù)據(jù)(Mi)用于構成 由動作輔助裝置IO以及穿戴者12組成的系統(tǒng)整體的運動方程式， 另一方面，已知參數(shù)(Pk)由動作輔助裝置10中的各部重量、關節(jié)轉 動的慣性力矩、粘'性系數(shù)以及庫侖摩擦系數(shù)等動力學參數(shù)構成。 這里所說的運動方程式涉及由動作輔助裝置10以及穿戴者12構成 的系統(tǒng)整體，例如由圖7A、圖7B、圖8A、圖8B以及式(1)所示的 模型表示。
圖7A是表示數(shù)學模型的各要素的圖，是從側面觀察穿戴了動
作輔助穿戴工具18的穿戴者12的腿的側視圖，圖7B是與穿戴者12 的腿對應而示意性地表示各要素的圖。圖8A是表示根據(jù)驅動源140 的助推力和穿戴者12的肌力的作用的圖，是表示驅動源140的驅動 轉矩(Te)和穿戴者12的肌轉矩(Tm)的合力作為關節(jié)力矩(A T)而作 用的系統(tǒng)圖，圖8B是示意性地表示以膝關節(jié)為中心使腿向上方(或 者前方)轉動的情況下作用的各轉矩的圖。
如圖8A、圖8B所示，例如穿戴者12以膝關節(jié)為中心向上方(或 者前方)轉動腿時，動作輔助穿戴工具18以與膝關節(jié)相當?shù)牡?關 節(jié)66為中心轉動第3框60。此時，穿戴者12作為以膝關節(jié)為中心的 轉矩而產(chǎn)生肌力(Tm),并且驅動源140的驅動轉矩(Te)以第2關節(jié)66 為中心作用于第3框60。
因而，驅動源140的驅動轉矩(Te)和穿戴者12的肌轉矩(Tm)的 合力作為關節(jié)力矩(A T)而作用于穿戴者U的腿，因此與沒穿戴動 作輔助穿戴工具1 8的情況相比穿戴者12能夠以更小的肌力使腿動 作。而且，通過上述的驅動馬達20、 22、 24、 26的控制系統(tǒng)得到 驅動源140的驅動轉矩(Te),如后所述根據(jù)由力傳感器45、 46檢測 的信號、即由驅動轉矩(Te)和穿戴者12的肌轉矩(Tm)之差產(chǎn)生的失 真的檢測信號來求出關節(jié)力矩(AT)。然而，無法直接測定穿戴者 12的肌轉矩(Tm),因此在本實施例中，乂人關節(jié)力矩(A T)和驅動轉 矩(Te)之差求出。
<formula>formula see original document page 23</formula>
<formula>formula see original document page 24</formula>此外，在式(1)中，下標l表示大腿轉動的參數(shù)，并且下標2表 示膝轉動的參數(shù)，且e表示動作輔助裝置10的參數(shù)，并且m表示穿 戴者12的參數(shù)。
另外，r(q)表示慣性項，G(q)表示重力項，d表示粘性摩擦項， C表示庫侖摩擦項，H表示科里奧利力/離心力項(也通稱為慣性 項)，Te表示驅動源140的驅動轉矩，F(xiàn)m表示肌力的肌力矩項，U 表示肌的活性度項。
接著，簡要說明在參數(shù)同定部160中進行的同定方法。為了方 便而假定為穿戴者12處于四肢無力狀態(tài)時，在式(l)中能夠忽略作 為肌力矩項的Fm，于是由式(2)表示。<formula>formula see original document page 25</formula>當使用運動變量數(shù)據(jù)矩陣Q以及動力學參數(shù)矩陣X時，式(2) 變換為式(3)。 [式3]
<formula>formula see original document page 25</formula>
在此，對于運動變量數(shù)據(jù)矩陣Q，能夠由各種檢測單元以及 各種估計單元求出，另一方面在動力學參數(shù)矩陣X中，與穿戴者12 有關的參數(shù)由于穿戴者12的個體差、身體條件等而變得不明確或
者變動。
并且，當導入用于估計動力學參數(shù)矩陣X的估計動力學參數(shù)矩 陣X、并使用作為動力學參數(shù)矩陣X和估計動力學參數(shù)矩陣X、々誤 差的誤差矩陣s時，式(3)變換為式(4)。
<formula>formula see original document page 25</formula>
利用式(5)表示在式(4)中將誤差矩陣s設為最小(零矩陣)的未 知參數(shù)(Pu)。 [式5]<formula>formula see original document page 25</formula>
因而，通過求解式(5)(結果通過求解作為大元(大元)的運動方 程式的式(l)),導出與穿戴者12有關的未知參數(shù)(Pu)。
在此，說明穿戴者12穿戴上述動作輔助穿戴工具18時由參數(shù) 同定部160、關節(jié)轉矩估計單元152執(zhí)行的參數(shù)同定處理以及轉矩 估計處理。
圖9A是表示穿戴者12穿戴動作輔助穿戴工具18時所執(zhí)行的參
數(shù)校正處理的圖，是表示在參數(shù)同定部160中進行的參數(shù)同定處理
過程的流程圖，圖9B是表示在關節(jié)轉矩估計單元152中進行的估計 關節(jié)轉矩的轉矩估計處理過程的流程圖。
下面使用圖9A所示的流程圖，說明使用了上述式的參數(shù)同定 部160的參凄史同定方法。此外，在圖9B所示的流程圖中， 一并示出 了與關節(jié)轉矩估計單元152中的處理之間的關系。
首先，當根據(jù)來自控制裝置100的指令開始處理時，如圖9A 所示當電源開關(未圖示)被操作為接通時(S70),參數(shù)同定部160從 數(shù)據(jù)保存部156讀入運動方程式數(shù)據(jù)(Mi)以及已知參數(shù)(Pk)(S71), 接著在CPU(中央運算處理裝置)的運算環(huán)境上構成運動方程式(式 (1) 式(5))(S72)。
在該期間，在關節(jié)轉矩估計單元152中，如圖9B所示當電源開 關(未圖示)被操作為接通時(S80),在讀入由相對力檢測單元146檢 測出的相對力數(shù)據(jù)(A F)后(S81),根據(jù)在該相對力數(shù)據(jù)(A F)上乘以 預先設定的系數(shù)而得到的數(shù)據(jù)和驅動轉矩估計數(shù)據(jù)(Te)之間的差 分來估計關節(jié)力矩(AT)(S82)。接著，肌轉矩估計單元153讀入由 驅動轉矩估計單元1 5 0估計的驅動轉矩估計數(shù)據(jù)(T e)和由關節(jié)轉矩 估計單元152估計的關節(jié)力矩估計數(shù)據(jù)(AT)(S83),根據(jù)圖8A、圖 8B所示的對應關系，估計穿戴者12的肌力的肌轉矩(Tm)(S84)。在 這些關節(jié)轉矩估計單元152以及肌轉矩估計單元153中，直到提供 來自控制部200的結束指令為止重復同樣的處理(S85中的"是")， 當提供該結束指令時結束處理(S85中的"否")。此外，在本實施 例中求出肌轉矩(Tm)是為了即使在穿戴者12產(chǎn)生了肌力的狀況下 也能夠進行參數(shù)同定，是在靜止狀態(tài)下進行參數(shù)同定的情況。
接著，如圖9A所示，參數(shù)同定部160從數(shù)據(jù)輸入部154讀入驅 動轉矩估計數(shù)據(jù)(T，)以及關節(jié)數(shù)據(jù)(e)(S73),并且從關節(jié)轉矩估計 單元152讀入關節(jié)力矩數(shù)據(jù)(A T)(S74)。
接著，參數(shù)同定部160將讀入的各數(shù)據(jù)適當代入到式(5)或者其
中還考慮了肌轉矩(Tm)的式中(S75),從而同定穿戴者12中的各部 的重量、各關節(jié)轉動的慣性力矩、粘性系數(shù)、庫侖摩擦系數(shù)等未 知參數(shù)(Pu)。
重復規(guī)定次數(shù)(例如10次)的從讀入這些驅動轉矩估計數(shù)據(jù) (T，)、關節(jié)數(shù)據(jù)(e)以及關節(jié)力矩數(shù)據(jù)(△ T)數(shù)據(jù)開始到未知參數(shù)(Pu) 的同定為止的 一 系列處理，每次求出未知參數(shù)(Pu)的平均值進行平 均化(S78)。之后，參數(shù)同定部160將已同定的未知參數(shù)(Pu)送出到 控制部200(S79)，結束處理。
圖10A、圖10B、圖10C、圖ll、圖12A、圖12B表示由參數(shù)同 定部16 0同定了穿戴者12的未知參數(shù)(P u)的結果的 一 例的圖。在本 同定實驗中，在穿戴者12四肢無力的狀態(tài)下進行，并且使得各關 節(jié)的關節(jié)角度e描繪規(guī)定軌跡地利用控制部200中的 PD(Proportional Derivative:比例微分)控制來驅動控制驅動源140。 另外，為了在滿足腿動作特性的范圍內(nèi)盡可能提高運算精確度， 關節(jié)角度e的目標角度依照包含0.2、 0.5、 l.O(Hz)的頻率的合成正
弦圖案。另外，關節(jié)角度e的范圍即動作范圍考慮腿動作中的最大
彎曲角度，髖關節(jié)被抑制在-0.2 0.5(rad)、膝關節(jié)被抑制在 0 1.0(rad)的范圍內(nèi)。并且，另外將用于進行上述平均化的重復次 數(shù)設為10次。
圖IOA表示包括進行參數(shù)同定處理時的未知參數(shù)(Pu)的動力 學參數(shù)的過渡應答的實驗數(shù)據(jù)，是表示慣性力矩的收斂圖案的圖， 圖IOB是表示重力力矩的收斂圖案的圖，圖IOC是表示粘性系數(shù)的 收斂圖案的圖。如從圖10A、圖10B、圖10C可明確，根據(jù)本實施 例，穿戴者12的動力學參數(shù)的大部分通過上述參數(shù)同定部160的參 數(shù)同定處理而收斂在數(shù)秒以內(nèi)，可知具有良好的收斂性、換言之 在短時間內(nèi)進行同定處理。
圖ll是表示對作為穿戴者12的被檢者A、 B、 C分別在同一條
件下進行參數(shù)同定處理時的實驗結果的實驗數(shù)據(jù)，示出了作為動 力學參數(shù)的慣性力矩、粘性摩擦系數(shù)、重力力矩、庫侖摩擦反映
了伴隨被檢者A、 B、 C的體格差等的個人差的情況。即，從圖ll 的實驗數(shù)據(jù)可知，被檢者A、 B、 C各自的身高、體重等身體特征 分別不同，因此各人進行步行動作時的步幅、肌力也不同，同一 條件下進行參數(shù)同定處理時的慣性力矩、粘性摩擦系數(shù)、重力力 矩、庫侖摩擦也變成不同的值，因而，在穿戴者12穿戴了動作輔 助穿戴工具18時，可通過進行上述參數(shù)同定處理來校正參數(shù)使得 得到與身體特征不同的各穿戴者相應的助推力。
圖12A是表示本實施例的參數(shù)同定處理的同定精確度的一例 的實驗數(shù)據(jù)，是表示伴隨步行動作的髖關節(jié)的慣性力矩的同定精 確度的圖，圖12B是表示伴隨步行動作的膝關節(jié)的慣性力矩的同定 精確度的圖。圖12A、圖12B所示的圖示出了對髖關節(jié)以及膝關節(jié) 轉動的慣性力矩的過渡應答分別重疊實測值(R1)以及同定值(R2) 的情形，可知使實測值和同定值大致重合地推移。即，圖12A、圖 12B中的實測值(R 1)以及同定值(R2)相互類似，證實了具有足夠的 同定精確度。
用該流程圖說明4交準部158的參數(shù)同定方法。
首先，校準部158讀入來自數(shù)據(jù)保存部156的設定增益
肌轉矩估計數(shù)據(jù)(Tm)(S92)。
接著，校準部158判斷肌轉矩估計數(shù)據(jù)(Tm)以及肌電位數(shù)據(jù) (EMG)之比(Tm/EMG)和設定增益(Gs)的差是否在可允許的誤差范 圍(Ea)內(nèi)(S93)。
此時，在校準部158中，在(Tm/EMG)-(Gs)是誤差范圍(Ea)外
的情況下(S93中的"是，，)，根據(jù)式(6)校正肌電位數(shù)據(jù)(EMG)來求 出校正肌電位數(shù)據(jù)(EMG，)，并返回到讀入來自數(shù)據(jù)輸入部160的肌 電位數(shù)據(jù)(EMG)以及肌轉矩估計數(shù)據(jù)(Tm)的過程。最終，當 (Tm/EMG)-(Gs)在誤差范圍(Ea)內(nèi)時(S93中的"否")，校準部158 結束處理。 [式6〗
根據(jù)以上的才交準處理，肌轉矩估計數(shù)據(jù)(Tm)以及校正肌電位 數(shù)據(jù)(EMG，)之比(Tm/EMG，)與設定增益(Gs)大致相等，能夠事先 防止在來自生物體信號檢測單元144的檢測結果中產(chǎn)生靈敏度不 佳、靈敏度過剩的情形。其結果，能夠防止上述穿戴者12的未知 參數(shù)(Pu)的同定精確度降低的情形，并且還能夠防止驅動源14 0產(chǎn) 生的助推力變得過小或者過大的情形。
另外，在本實施例的動作輔助裝置10中，通過關節(jié)轉矩估計 單元152以及肌轉矩估計單元153,能夠得到穿戴者12的肌轉矩(Tm〕 或者肌力，進一步使用它們進行校準，因此與不使用它們的情況 相比，能夠顯著抑制對穿戴者12施加的負擔。具體地說，如果不 使用關節(jié)轉矩估計單元152以及肌轉矩估計單元153中的任何一 個，則為了得到穿戴者12的肌轉矩(Tm)或者肌力，需要由驅動源 14 0提供規(guī)定的驅動轉矩(Te),并且強迫穿戴者12以該狀態(tài)維持規(guī) 定時間的靜止狀態(tài)。因此，不依賴穿戴者12產(chǎn)生的肌力而強制所 要的肌力，并且強制所要的等待時間，但是根據(jù)本實施例的動作 輔助裝置IO，能夠防止這些負擔，變成所希望的裝置。
接著，說明應用于控制裝置100的控制方法。應用于該動作輔 助裝置10的控制方法沒有特別地限定，例如與參數(shù)同定實驗時相 同，能夠應用基于PD控制等所謂古典控制理論的方法。根據(jù)該動 作輔助裝置IO,即使基于古典控制理論，也在進行了包括穿戴者12的控制對象的同定后，進行反映該同定結果的仿真，并在該仿 真中能夠設定最佳的補償器參數(shù)，因此能夠發(fā)揮與控制方法相應 的效果。具體地說，即使基于古典控制理論，也通過反饋控制來
自生物體信號#r測單元14 4的肌電位(E M G)來發(fā)揮與控制方法相應 的效果的結果，能夠賦予穿戴者12隨意選擇的助推力。此外，應 用于控制裝置100的控制方法只要是使用最適校準器、最適觀測器 等的現(xiàn)代控制理論的方法即可，并沒有特別限定。 (關于進行重力補償?shù)目刂品椒?
該控制方法在上述式(1)中進行對重力項G(q)的補償，抑制該 重力項G(q)影響。
作為前提條件，假設穿戴者12穿戴的動作輔助裝置IO進行動 作使得從初始姿勢es變成目標姿勢ee,另外設作為基礎的控制方法 而采用PD控制。
首先，如果是普通的PD控制，則與驅動源140的驅動轉矩(Te) 有關的PD反饋控制輸入(控制信號Ur)如式(7)。 [式7]
<formula>formula see original document page 30</formula>7)
接著，在進行重力補償?shù)腜D控制中，與驅動源140的驅動轉矩 (Te)有關的PD反饋控制輸入(控制信號Ur)如式(8)。 [式8]
<formula>formula see original document page 30</formula>8 )
在式(8)所示的帶重力補償?shù)腜D控制中，在進行了反饋控制 的情況下，能夠抵消控制對象的重力項G(q),能夠抑制穿戴者12 的自身重力和在穿戴動力輔助裝置工具18之后作用的來自動作輔 助穿戴工具18的重力。
(關于進行慣性補償?shù)目刂品椒?
慣性項R(q)的影響。
與重力補償?shù)那闆r相同，作為前提條件，假設穿戴者12所穿
戴的動作輔助裝置10進行動作使得從初始姿勢es變成目標姿勢ee， 另外設作為基礎的控制方法而采用PD控制。
在進行慣性補償?shù)腜D控制中，與驅動源140的驅動轉矩(Te)有 關的PD反饋控制輸入(控制信號Ur)如式(9)。
<formula>formula see original document page 31</formula>
在式(9)所示的帶有慣性補償?shù)腜D控制中，在進行了反饋控制 的情況下，能夠抵消控制對象的慣性項H,能夠抑制基于穿戴者12 自身的慣性力和來自動作輔助穿戴工具18的慣性力，特別是在想 進行快速動作的情況下能夠顯著抑制穿戴者12的負擔。
(關于進行重力補償以及慣性補償?shù)目刂品椒?
該控制方法可以說采用了上述帶有重力補償?shù)腜D控制以及帶 有慣性補償?shù)腜 D控制中的優(yōu)良之處，在上述同樣條件下將其用公 式表示時如式(IO)。對于該控制方式的作用、效果，是帶有重力補 償?shù)腜D控制以及帶有慣性補償?shù)腜D控制分別敘述的內(nèi)容的組合， 因此省略i兌明。<formula>formula see original document page 31</formula>
(關于阻抗控制)
阻抗控制關注人(穿戴者12)的粘彈性特性來自由地調(diào)節(jié)控制 對象的慣性、粘性、剛性等特性，具有可根據(jù)控制目的來適當選 擇作用于控制對象和環(huán)境之間的力的特征。在動作輔助裝置10中， 通過變更在自身上加入穿戴者12的系統(tǒng)整體的特性，能夠間接變
更穿戴者12的特性來進行調(diào)節(jié)。即，在控制裝置100中應用了阻抗 控制的情況下，通過穿戴者12上穿戴的動作輔助裝置10，雖然是 間接但能夠實現(xiàn)以往無法完成的穿戴者12的特性(阻抗)的調(diào)節(jié)。此
外，應用于控制裝置100的阻抗控制將由動作輔助裝置10以及穿戴 者12構成的系統(tǒng)整體作為控制對象，因此為了與普通的阻抗控制
區(qū)分，下面稱為混合阻抗控制。
例如，如果進行控制使得由驅動源140產(chǎn)生的驅動轉矩為式 (ll)所示的Te，，則式(1)變換為如式(12)所示。其結果，從式(12) 可明確，系統(tǒng)整體的慣性項從R(q)變更為[R(q)-R，(q)],并且粘性 摩擦項從D變更為(D-D，)，能夠通過適當設定R，(q)以及D，來調(diào)節(jié)這 些項。在這種情況下，能夠抑制來自動作輔助裝置10的慣性項、 粘性摩擦項的影響，因此能夠將穿戴者12原來具有的進行反射等 機敏動作的能力發(fā)揮到最大限。而且，能夠抑制穿戴者12自身的 慣性項、粘性摩擦項的影響，還能夠使穿戴者12比原來的周期更 快地步行、或者比穿戴前更平滑地(粘性摩擦小)進行動作。
[<formula>formula see original document page 32</formula>在上述的控制裝置100中，能夠應用這些重力補償、慣性補償
以及混合阻抗控制的至少一個來構成控制單元。具體地說，將與
這些控制方法的任 一 個有關的控制方法數(shù)據(jù)(C i)從數(shù)據(jù)保存部15 6 讀入到控制部200后，能夠在控制部200的運算環(huán)境上根據(jù)該控制 方法數(shù)據(jù)(Ci)來構成控制單元。根據(jù)這樣構成的控制單元，基于提 供的各檢測數(shù)據(jù)以及各估計數(shù)據(jù)，能夠產(chǎn)生按照規(guī)定控制方法的 控制信號Ur，結果能夠將與該控制方法相應的助推力賦予穿戴者12。
圖14至圖16表示控制裝置100中應用了阻抗控制時的效果，是 分別表示使穿戴者12進行同 一動作的實驗結果的圖。更詳細地說， 圖14A是表示無控制(不助推)的膝關節(jié)角度變化的圖，圖14B是表 示無控制(不助推)的肌電位變化的圖，圖14C是表示無控制(不助推) 的失真儀表輸出變化的圖。圖15A是表示利用PD控制的助推器的 膝關節(jié)角度變化的圖，圖l 5B是表示利用PD控制的助推器的肌電 位變化的圖，圖15C是表示利用PD控制的助推器的失真儀表輸出 變化的圖。圖16A是表示利用PD控制+混合阻抗控制的助推器的膝 關節(jié)角度變化的圖，圖16B是表示利用PD控制+混合阻抗控制的助 推器的肌電位變化的圖，圖16C是表示利用PD控制+混合阻抗控制 的助推器的失真儀表輸出變化的圖。在此，作為實驗條件，將以 坐下的狀態(tài)向前方擺起腿后再擺下的 一 系列動作作為對象，將來
變換成它的力傳感器輸出)設為測定對象。
在圖14A、圖14B、圖14C中，示出了在擺起期間(L1)來自穿戴 者12的肌電位(EMG)相對變大、且在擺下期間(L2)肌電位(EMG)相 對變小的情形，根據(jù)經(jīng)驗來確定。但是，在擺下期間(L2)的后半， 確認相對伸肌(曲線I)妨礙縮肌(曲線II )的肌電位(EMG)的減少的 區(qū)間。認為該現(xiàn)象是由于動作輔助穿戴工具18的慣性等對穿戴者 12作用了相互作用力力矩Ma的緣故。
另外，在圖14C所示的圖中，雖然不助推但是力傳感器46的失 真儀表輸出發(fā)生變化。作為該理由，認為當穿戴者12改變膝關節(jié) 的角度時第2關節(jié)66的負荷(驅動馬達24、 26、馬達驅動力傳遞系 統(tǒng)的負荷)作用于第3框60。
與此相對，在表示PD控制情況下的實驗結果(Pd:以實線表示) 的圖15A、圖15B、圖15C中，可知來自穿戴者12的肌電位(EMG)與
無助推(Ano:以單點劃線表示)的情況相比全體減半，特別是在擺 起期間(L1)其應答波形類似，進行適當?shù)闹?。這還可以從以下的 情形得到證實特別是在擺起期間(Ll)力傳感器輸出(相對力A F) 與無助推(Ano)的情況相比增大。然而，在圖15A、圖15B、圖15C 中，在擺下期間(L2)的后半顯現(xiàn)上述相互作用力力矩Ma的影響，雖 然其大小本身相對較小但對于穿戴者12而言很可能變得不協(xié)調(diào)。
與此相對，在表示PD控制+混合阻抗控制(HI:以單點劃線表 示)的情況的實-險結果的圖16A、圖16B、圖16C中，可知除了上述 PD控制的效果(Pd:以實線表示)，還抑制了在只有PD控制的情況 下成為問題的相互作用力力矩的影響。即，可知根據(jù)PD控制+混合 阻抗控制(HI)，來自穿戴者12的肌電位(EMG)不僅在擺起期間(L1) 而且在擺下期間(L2)也減半，并且其應答波形類似，在整個期間進 行合適的助推。
如以上所說明，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO,以穿戴者 12穿戴的狀態(tài)下由參數(shù)同定部160同定該穿戴者12固有的動力學 參數(shù)，控制裝置IOO能夠根據(jù)代入了該同定的動力學參數(shù)的運動方 程式(式(5)等)來控制驅動源140 ,因此不依賴于穿戴者12的個體 差、身體條件等變動要因，能夠發(fā)揮與控制裝置100所使用的控制 方法相應的效果。
另外，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO,控制裝置100能夠根 據(jù)代入了由肌轉矩估計單元15 3估計的肌轉矩(T m)的運動方程式 (式(l)等)來控制驅動源140,因此，在從穿戴者12產(chǎn)生肌力的狀態(tài) 下也能夠同定動力學參數(shù)，穿戴者21不需要用于同定該動力學參 數(shù)的等待時間就能夠發(fā)揮上述效果。
另外，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO，還具備校準部158, 該；〖交準部158調(diào)整由生物體信號才全測單元144^僉測出的月幾電位 (EMG)和由肌轉矩估計單元153檢測出的肌轉矩(Tm)之間的相互
間增益，使其成為預先設定的設定增益(Gs),因此能夠事先防止在
來自生物體信號檢測單元144的檢測結果中產(chǎn)生靈敏度不佳、靈敏
度過剩的情形。其結果，能夠防止穿戴者12的動力學參數(shù)的同定 精確度降低的情形，并且還能夠防止驅動源140產(chǎn)生的助推力變得 過小或者過大的情形。并且，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO, 在從穿戴者12產(chǎn)生肌力的狀態(tài)下也能夠進行校準，穿戴者12不需 要用于進行該校準的等待時間。
另外，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO,能夠將使用了由參 數(shù)同定部160同定的動力學參數(shù)的重力補償以及慣性補償?shù)闹辽?任一個應用于控制裝置IOO,因此能夠防止動作輔助裝置10自身的 重量成為穿戴者12負擔的情形、在動作時動作輔助裝置10自身的 慣性給穿戴者12帶來不適感的情形。
另外，根據(jù)本實施例的動作輔助裝置IO，能夠將使用了由參 數(shù)同定部160同定的動力學參數(shù)的混合阻抗控制方法應用于控制 裝置IOO，因此通過自身雖然是間接但能夠實現(xiàn)以往無法完成的穿 戴者12的特性(阻抗)的調(diào)節(jié)。另外，在這種情況下，能夠起到例如 減小出現(xiàn)的慣性、粘性等來實現(xiàn)輕快動作的阻抗控制特有的效果。
產(chǎn)業(yè)上的可利用性
此外，在上述實施例中，雖然將對穿戴者12的腿賦予助推力 的動作輔助裝置10作為一例而舉出，但是不限于此，例如在助推 腕的動作的動作輔助裝置當然也能夠應用本發(fā)明。
另外，在上述實施例中，說明了將電動馬達的驅動轉矩作為 助推力傳遞的結構，但是當然也能夠應用于使用電動馬達以外的 驅動源來產(chǎn)生助推力的裝置。
本國際申請主張基于2005年1月26日申請的日本國專利申請 2005-18295號的優(yōu)先權，將2005-l 8295號的全部內(nèi)容引用在本國際 申請中。
權利要求
1.一種穿戴式動作輔助裝置，具有生物體信號檢測單元，其檢測來自穿戴者的生物體信號；動作輔助穿戴工具，其具有向穿戴者賦予使該穿戴者的各關節(jié)作為旋轉軸而起作用的轉矩的驅動源；以及控制單元，其控制上述驅動源使得產(chǎn)生與由上述生物體信號檢測單元檢測出的生物體信號相應的轉矩，該穿戴式動作輔助裝置的特征在于，具備驅動轉矩估計單元，其估計上述驅動源產(chǎn)生的驅動轉矩；關節(jié)角度檢測單元，其檢測上述關節(jié)的角位移；以及參數(shù)同定單元，其將由上述驅動轉矩估計單元估計的驅動轉矩以及由上述關節(jié)角度檢測單元檢測出的角位移代入包括穿戴者固有的動力學參數(shù)而構成的系統(tǒng)整體的運動方程式，由此同定該動力學參數(shù)，上述控制單元根據(jù)代入了由上述參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的上述運動方程式，按照規(guī)定的控制方法控制上述驅動源。
3. 根據(jù)權利要求2所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征在于， 還具備校準單元，該校準單元為了使由上述生物體信號檢測單元檢測出的生物體信號和由上述肌轉矩估計單元估計的肌轉矩 或者肌力之間的對應關系成為預先設定的關系，調(diào)整兩者間的增益。
4. 根據(jù)權利要求1或者2所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征 在于，上述生物體信號檢測單元以貼附在穿戴者皮膚上的狀態(tài)被使 用，將該穿戴者的肌電位作為上述生物體信號進行檢測。
5. 根據(jù)權利要求1或者2所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征在于，上述動作輔助穿戴工具具有 腰帶；右腿輔助部，其設置在該腰帶的右側部的下方；以及 左腿輔助部，其設置在上述腰帶的左側部的下方， 上述右腿輔助部以及左腿輔助部具有 第1框，其向下方延伸以支撐上述腰帶； 第2框，其延伸到該第l框的下方； 第3框，其延伸到該第2框的下方； 第4框，其設置在該第3框的下端，載置了穿戴者的腳底； 第l關節(jié)，其介于上述第l框的下端和上述第2框的上端之間；以及第2關節(jié)，其介于上述第2框的下端和上述第3框的上端之間。6. 根據(jù)權利要求5所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征在于， 上述第l關節(jié)具有第1驅動源，其設置在與穿戴者的髖關節(jié)一致的高度位置上，并且傳遞驅動力以使上述第2框轉動；以及第 1關節(jié)角度檢測單元，其檢測穿戴者的髖關節(jié)的角位移，上述第2關節(jié)具有第2驅動源，其設置在與穿戴者膝關節(jié)一 致的高度位置上，并且傳遞驅動力以使上述第3框轉動；第2關節(jié) 角度檢測單元，其檢測穿戴者的膝關節(jié)的角位移。7. 根據(jù)權利要求1或者2所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征 在于，上述控制單元遵從進行使用了由參數(shù)同定單元同定的動力學 參數(shù)的重力補償以及慣性補償之中的至少任 一 個補償?shù)目刂品椒ā?. 根據(jù)權利要求1或者2所述的穿戴式動作輔助裝置，其特征 在于，上述控制單元遵從使用了由參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù) 的阻抗控制方法。9. 一種控制用程序，其特征在于，使上述權利要求7所述的控制方法在作為上述控制單元的計 算機中執(zhí)行。10. —種控制用程序，其特征在于，使上述權利要求8所述的控制方法在作為上述控制單元的計 算機中執(zhí)行。
全文摘要
動作輔助裝置具備生物體信號檢測單元，其檢測來自穿戴者的生物體信號；動作輔助穿戴工具，其具有向穿戴者賦予使該穿戴者的各關節(jié)作為旋轉軸而起作用的轉矩的驅動源；控制單元，其控制驅動源使其產(chǎn)生與由生物體信號檢測單元檢測的生物體信號相應的轉矩；驅動轉矩估計單元，其估計驅動源產(chǎn)生的驅動轉矩；關節(jié)角度檢測單元，其檢測關節(jié)的角位移；參數(shù)同定單元，其通過將由驅動轉矩估計單元估計的驅動轉矩以及由關節(jié)角度檢測單元檢測出的角位移代入包括穿戴者固有的動力學參數(shù)而構成的系統(tǒng)整體的運動方程式來同定該動力學參數(shù)，其中控制單元根據(jù)代入了由參數(shù)同定單元同定的動力學參數(shù)的運動方程式，按照規(guī)定的控制方法控制驅動源。
文檔編號A61F2/72GK101111211SQ200580047290
公開日2008年1月23日 申請日期2005年11月22日 優(yōu)先權日2005年1月26日
發(fā)明者山海嘉之 申請人:山海嘉之