JP2009039454A - 生体運動支援装置 - Google Patents

Abstract

【課題】機能的電気刺激により発生する筋力と駆動装置による動力補助とを併用した生体運動支援装置を提供する。
【解決手段】フィードバック制御部１０６は、エンコーダ６０Ｌ，Ｒ、６２Ｌ，Ｒによって検出された関節角の角度をフィードバックすることにより、目標動作設定部１０２によって設定される関節角の角度の目標値と実際の関節角の角度との偏差に基づいてモータ３６Ｌ，Ｒ、３８Ｌ，Ｒの出力を制御するので、例えば、疲労や電極のずれなどにより電気的刺激付与部１０４により所定の電気的刺激が出力された場合において発生する筋力がばらつくなど、外乱や負荷が存在する場合であっても、該筋力がをモータにより適切に補償され、関節の角度を目標値に追従させることができる。
【選択図】図１１

Description

本発明は、機能的電気刺激（ＦＥＳ；Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）による筋力と駆動装置による駆動力を併用する生体運動支援装置にかかるものであって、特に関節角をフィードバックするフィードバック制御により前記駆動装置を制御する技術に関するものである。

脊椎損傷の患者は、筋肉の機能は正常であるものの神経が断裂されているため、神経がその上位組織からの運動指令を伝えることができず、その損傷された脊椎の部位に対応する筋肉を動かすことができない。

前述のように脊椎を損傷した場合であっても、筋肉の機能は正常であるため、外部から適切な電気信号を与えることにより筋肉を動作させる技術である機能的電気刺激（ＦＥＳ）が提案されている。そして、この機能的電気刺激を用いた運動支援や運動機能の再建が検討されている。例えば特許文献１に記載の技術がそれである。

特開２００２−２００１０４号公報 特開平７−１６３６０７号公報

一方で、モータなどの外部の駆動装置から得られる動力により運動支援を行なう方法が提案されている。例えば、特許文献２においては、使用者の足に装着することにより筋力補助を行なうことのできる電動補助装置が開示されている。

前記機能的電気刺激（電気的刺激）を用いた運動支援や運動機能の再建を行なうと、自己の筋肉を動作させるため、筋肉を動作させないことに伴う血行の悪化や、関節の外れなどを防止することができる。しかしながら、機能的電気刺激のみを用いて運動支援や運動機能の再建を行なう場合、（１）運動に用いられる主要な筋肉のそれぞれについて、電気的刺激を与えるための電極を前記該筋肉近傍の皮膚に貼り付けたりあるいは皮下組織に埋め込む必要がある、（２）電極の位置のずれや、筋肉の疲労などにより、与える電気的刺激に対する筋力の大きさの再現性が乏しい、（３）筋力を測定するための筋肉の活動電位信号と筋力を発生させるための電気的刺激とが生体内に同時に存在するため、正確な筋肉の活動電位信号を測定することができず発生する筋力をフィードバック制御することが困難で、特に例えば歩行時などの動的な状況における姿勢の安定性を保つことが困難である、などの問題があった。機能的電気刺激のみを用いて運動支援や運動機能の再建を行なう場合には、この機能的電気刺激によって発生する筋力以外には特に運動に関与する力を発生する手段がなく、そのため、杖や歩行器などを併用する必要があった。

一方、モータなどの外部の駆動装置から得られる動力により運動支援を行なう場合、モータによって制御される関節の角度やモータの出力トルクなどは例えばフィードバック制御を行なうことにより正確な制御が得られるという利点がある。しかしながら、このような外部の駆動装置のみによって運動支援を行なう場合、（１）生体の運動に必要な全ての動力を前記外部の駆動装置によって発生させる必要があるため、要求される出力の増大に伴って前記駆動装置の重量が重くなったり、またこれに伴って前記駆動装置に電気を供給するためのバッテリも大容量化する必要があるため、運動支援ができなくなったり、あるいは装置を生体に装着することが困難になる、（２）自身の筋肉を動作させる必要がないため、線維の大きさおよび数の減少による筋の縮小などの廃用症候群を助長させることとなり、リハビリを妨げる可能性がある、などの問題がある。

本発明は以上の事情を背景としてなされたものであり、その目的とするところは、機能的電気刺激により発生する筋力と、外部の駆動装置によって発生する動力とを併用した、生体の関節を介して連結された２つの部位の生体運動支援装置を提供することにある。

本発明者等は、以上の課題を解決するために種々検討を重ねた結果、機能的電気刺激により発生する筋力と、外部の駆動装置によって発生する動力とを併用する際において、前記生体の関節の角度の時間変化のみならず、前記関節の角度をフィードバックするフィードバック制御を行なうことにより駆動装置の出力を制御すると、外乱や負荷が存在する場合であっても前記関節の角度を目標値に追従させることができる、いわゆるロバスト性を有するという点を見いだした。本発明は、このような知見に基づいて為されたものである。

すなわち、かかる課題を解決するための請求項１にかかる発明は、（ａ）生体の第１部位に沿って取り付けられる第１支柱と、該生体の第１部位と関節を介して連結された第２部位に沿って取り付けられる第２支柱と、前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する連結部と、前記第１支柱と前記第２支柱とを連結する前記連結部を開閉駆動する駆動装置と、該駆動装置による前記連結部の開閉駆動と関連して、前記生体の第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部と、を有し、前記生体の第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展を支援するための生体運動支援装置であって、（ｂ）前記連結部の角度を検出する角度検出部と、（ｃ）予め設定された目標動作における前記連結部の角度の目標値と該角度検出部によって検出された実際の連結部の角度との偏差に基づいて前記駆動装置の出力を制御するフィードバック制御部を有することを特徴とする。

また、請求項２にかかる発明は、前記目標動作における連結部の角度の目標値は、健常者の前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に基づいて予め定められた時間関数であることを特徴とする。

また、請求項３にかかる発明は、前記連結部の角度の目標値は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる目標動作における前記連結部の角度の大きさおよび／または連結部の角度の角速度に対応して予め複数種類が定められ、該複数種類の目標値は切換可能であることを特徴とする。

また、請求項４にかかる発明は、前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉にのみ電気的刺激を与えることを特徴とする。

また、請求項５にかかる発明は、前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合には、該第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合に比べて前記第１部位および第２部位を伸展させる動作に関与する筋肉が発生する筋力が大きくなるように、前記筋肉に電気的刺激を与えることを特徴とする。

また、請求項６にかかる発明は、（ａ）生体の第１部位に沿って取り付けられる第１支柱と、該生体の第１部位と第１関節を介して連結された第２部位に沿って取り付けられる第２支柱と、前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する第１連結部と、前記第２部位と第２関節を介して連結された第３部位に沿って取り付けられる第３支柱と、前記第２支柱および該第３支柱を相対回動可能に連結する第２連結部と、前記第１支柱と前記第２支柱とを連結する前記第１連結部を開閉駆動する第１駆動装置と、前記第２支柱と前記第３支柱とを連結する前記第２連結部を開閉駆動する第２駆動装置と、前記第１駆動装置および該第２駆動装置による前記第１連結部の角度および前記第２連結部の開閉駆動と関連して、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位をそれぞれ屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部と、を有し、前記生体の第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展動作、および前記第２部位および前記第３部位の屈曲あるいは伸展動作を支援するための生体運動支援装置であって、（ｂ）前記第１連結部の角度および第２連結部の角度をそれぞれ検出する角度検出部と、（ｃ）予め設定された目標動作における前記第１連結部の角度および第２連結部の角度の目標値と該角度検出部によって検出された実際の第１連結部の角度および第２連結部の角度とのそれぞれの偏差に基づいて前記第１駆動装置および第２駆動装置のそれぞれの出力を制御するフィードバック制御部を有することを特徴とする。

また、請求項７にかかる発明は、前記第１部位は生体の下腿であり、前記第２部位は生体の大腿であり、前記第３部位は生体の腰部であり、前記第１関節は生体の膝関節であり、前記第２関節は生体の股関節であること、を特徴とする。

また、請求項８にかかる発明は、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位のそれぞれの屈曲あるいは伸展動作は歩行運動に伴うものであることを特徴とする。

また、請求項９にかかる発明は、（ａ）前記第１駆動装置および前記第２駆動装置は、それぞれ前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方側に設けられ、（ｂ）前記第１連結部および前記第２連結部は、それぞれ前記第１駆動装置および前記第２駆動装置により、リンク機構を介して開閉駆動されることを特徴とする。

また、請求項１０にかかる発明は、前記リンク機構のそれぞれは、前記第１連結部および前記第２連結部のそれぞれが対応する前記第１関節および第２関節の可動範囲よりもその動作範囲が制限されることを特徴とする。

また、請求項１１にかかる発明は、前記第１支柱および前記第２支柱には、それぞれ下腿および大腿の前方側にカフが設けられていることを特徴とする。

請求項１にかかる発明によれば、前記駆動装置による前記連結部の開閉駆動と、前記駆動装置による開閉駆動と関連して前記電気的刺激付与部により出力される筋肉への電気的刺激との両方が併用されることにより、前記電気的刺激付与部により出力された電気的刺激により発生される再現性の低い筋力を前記駆動装置が補償することができるなど、前電気的刺激付与部あるいは駆動装置のいずれかを単独で用いた場合の欠点が補完される生体運動支援装置において、前記フィードバック制御部は、前記角度検出部によって検出された連結部の角度をフィードバックすることにより、前記連結部の角度の目標値と実際の連結部の角度との偏差に基づいて前記駆動装置の出力を制御するので、例えば、疲労や電極のずれなどにより前記電気的刺激付与部により所定の電気的刺激が出力された場合において発生する筋力がばらつくなど、外乱や負荷が存在する場合であっても、該筋力が前記駆動装置により適切に補償され、前記連結部に対応する生体の関節の角度を目標値に追従させることができる。

請求項２にかかる発明によれば、前記目標動作における連結部の角度の目標値は、健常者の前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる目標動作に基づいて予め定められるので、健常者による前記第１部位および第２部位のなめらかな動作が目標動作とされ、この目標動作に追従するように前記関節角の角度が制御されるので、第１部位および第２部位がなめらかに動作をするよう支援する。

請求項３にかかる発明によれば、前記連結部の角度の目標値は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる目標動作における前記関節角の大きさおよび／または関節角の角速度に対応して予め複数種類が定められ、該複数種類の目標値は切換可能であるので、予め定められた複数種類の目標動作から、適当な前記関節角の大きさや角速度を選択することができる。

請求項４にかかる発明によれば、前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉にのみ電気的刺激を与えるので、前記機能的電気刺激のみによって運動支援を行なう場合に比べて、電気的刺激によって作動させる筋肉の数を少なくすることができる。これにより、前記電気刺激を筋肉に与えるために設置する電極の数を低減できるとともに、電気的刺激に対する再現性が乏しい筋力の影響を抑えつつ、機能的電気刺激と外部の駆動装置を併用した運動支援を行なうことができる。

請求項５にかかる発明によれば、前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合には、該第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合に比べて前記第１部位および第２部位を伸展させる動作に関与する筋肉が発生する筋力が大きくなるように、前記筋肉に電気的刺激を与えるので、第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合においても第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合と同様もしくはそれ以上の電気的刺激を与える場合に比べてなめらかな動作を行なうことが可能となる。また、第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合においては前記駆動装置の出力が用いられるが、かかる出力は前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合に比べて小さいものであるので、省電力化を図ることができる。更には、筋肉に対して大きな電気的刺激が加わる時間を短くすることができることから、筋肉の疲労を低減することができる。

請求項６にかかる発明によれば、生体の第１部位に沿って取り付けられる第１支柱と、該第１部位と第１関節を介して連結された第２部位に沿って取り付けられる第２支柱と、前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する第１連結部と、前記第２部位と第２関節を介して連結された第３部位に沿って取り付けられる第３支柱と、前記第２支柱および該第３支柱を相対回動可能に連結する第２連結部と、前記第１支柱と前記第２支柱とを連結する第１連結部を開閉駆動する第１駆動装置と、前記第２支柱と前記第３支柱とを連結する前記第２連結部を開閉駆動する第２駆動装置と、前記第１駆動装置および該第２駆動装置の開閉駆動と関連して、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位をそれぞれ屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部と、を有し、前記第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展動作、および前記第２部位および前記第３部位の屈曲あるいは伸展動作を支援するための生体運動支援装置であっても、 前記第１連結部の角度および第２連結部の角度をそれぞれ検出する角度検出部と、予め設定された目標動作における前記第１連結部の角度および第２連結部の角度の目標値と該角度検出部によって検出された実際の第１連結部の角度および第２連結部の角度とのそれぞれの偏差に基づいて前記第１駆動装置および第２駆動装置のそれぞれの出力を制御するフィードバック制御部を有するので、前述の発明と同様の効果が得られる。

請求項７にかかる発明によれば、前記第１部位は生体の下腿であり、前記第２部位は生体の大腿であり、前記第３部位は生体の腰部であり、前記第１関節は生体の膝関節であり、前記第２関節は生体の股関節であるので、下肢に運動機能障害を有する者に対してその運動の支援を行なうことができる。

請求項８にかかる発明によれば、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位のそれぞれの屈曲あるいは伸展動作は歩行運動に伴うものであるので、日常生活において最も基本的な動作である歩行動作を支援することができる。

請求項９にかかる発明によれば、前記第１駆動装置および前記第２駆動装置は、それぞれ前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方側に設けられ、前記第１連結部および前記第２連結部は、それぞれ前記第１駆動装置および前記第２駆動装置により、リンク機構を介して開閉駆動されるので、該リンク機構により前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方側に設けられた前記第１駆動装置および前記第２駆動装置のそれぞれによって発生された動力は前記第１連結部および前記第２連結部に伝達されるとともに、前記生体運動支援装置の横幅方向の大きさは、前記第１駆動装置および第２駆動装置が例えば特許文献２に示すように体側に対応する側に設けられる場合に比べて小さくなり、例えば平均的な体格を想定して横幅方向の大きさが規定されている車椅子などに前記生体運動支援装置を装着したまま着席することができる。

請求項１０にかかる発明によれば、前記リンク機構のそれぞれは、前記第１連結部および前記第２連結部のそれぞれが対応する前記第１関節および第２関節の可動範囲よりもその動作範囲が制限されるので、前記第１支柱と前記第２支柱とが、あるいは前記第２支柱と前記第３支柱とがそれぞれ前記第１関節あるいは第２関節の可動範囲を超えて屈曲あるいは伸展することがなく、例えば前記駆動装置が暴走した場合であっても、装着者に損傷を与えることが防止される。

請求項１１にかかる発明によれば、前記第１支柱および前記第２支柱には、それぞれ下腿および大腿の前方側にカフが設けられているので、本発明の生体運動支援装置は体の前面側から着脱を行なうことができ、例えば車椅子や椅子などに着席したまま着脱を行なうことができる。

以下、本発明の一実施例について、図面を参照しつつ詳細に説明する。

図１は、本発明の生体運動支援装置の正面図である。図１の生体運動支援装置１０は、生体の膝関節および股関節の運動を支援するものであり、生体の下肢に装着して用いるものである。この生体運動支援装置１０は、下肢の機能障害の軽減を目的として使用する補助器具、すなわち下肢装具の一種である骨盤帯付長下肢装具（ＨＫＡＦＯ；Ｈｉｐ Ｋｎｅｅ Ａｎｋｌｅ Ｆｏｏｔ Ｏｒｔｈｏｓｉｓ）をもとに、その継手部分を駆動するために、駆動装置であるモータ３６、３８や、そのモータ３６、３８からの動力を継手部分に伝達する駆動機構としてのリンク機構３２、３４などが設けられている。なお、図１の生体運動支援装置１０は左右が略対称の構造を有しているので、以降の説明においては、図の右側部分すなわち装着者の左足に対応する部分についてのみ行ない、図の左側部分については省略する。

骨盤帯付長下肢装具１２は、装着した場合に下肢に対応する部分の内側と外側との両方に金属支柱を有している。詳細には、下肢のうち脛部に対応する部分には、その外側には第１支柱２２ａが、また前記脛部の内側には第１支柱２２ｂがそれぞれこの骨盤帯付長下肢装具１２を装着した場合に前記脛部に沿うように設けられている。大腿部に対応する部分には、その外側に第２支柱２４ａが、またその内側には第２支柱２４ｂがそれぞれ設けられている。この第２支柱２４ｂは大腿部の中程まで延設されており、その上端部は後述する帯板状のカフ４４の一端に係止されている。前記第１支柱２２ａおよび２２ｂの上端はそれぞれ装着者の膝部の外側および内側にそれぞれ設けられる第１連結部２８ａ、２８ｂにより前記第２支柱２４ａおよび２４ｂの下端と回動可能に連結されている。このとき、第１連結部２８ａ、２８ｂは膝継手に相当し、装着者の膝関節の動きに対応する。すなわち、第１連結部２８ａ、２８ｂはこの骨盤帯付長下肢装具１２を装着した装着者の膝関節の回動中心付近に位置する。

装着者の大腿部外側に設けられる第２支柱２４ａの上端は、装着者の股関節の外側に設けられる第２連結部３０に接続されている。この第２連結部３０には、体側部に沿って設けられる第３支柱２６の下端が連結されており、これらの第２支柱２４ａおよび第３支柱２６とは第２連結部３０により回動可能に連結されている。この第２連結部３０は股継手に相当し、装着者の股関節の動きに対応する。第２連結部３０は、この骨盤帯付長下肢装具１２を装着した装着者の股関節の回動軸付近に位置する。この骨盤帯付長下肢装具１２は外側股関節継手型の装具である。この第３支柱２６の上端は、後述する骨盤体４８に係合されている。

なお、前記第１連結部２８ａ、２８ｂおよび第２連結部３０には、例えば、回旋角度に制限がない一方、内外転、内外旋等を制約することのできる一軸性箱継手が用いられる

骨盤帯付長下肢装具１２は骨盤帯４８、カフ４４、カフ４２、カフ４０が設けられる。これら骨盤帯４８、カフ４４、カフ４２、カフ４０は、いずれも装着者の前面を半周する帯板状の部品である。この帯板状部品の両端部にはそれぞれ皮革製のベルトや面ファスナー等の装着具が延設されており、装着者の後面をこれらの装着具で締めつけるように固定することで、骨盤帯付長下肢装具１２は生体に固定される。なお、前記骨盤帯４８、カフ４４、カフ４２、カフ４０はそれぞれ両腸骨稜と両大転子との中間、大腿上部、大腿下部、脛上部を固定するように設けられており、前記骨盤帯４８は骨盤帯付長下肢装具１２の上端に第３支柱の上端と係合されて設けられ、また、カフ４４およびカフ４２はその帯板状の部品の両端が大腿の外側に設けられた第２支柱２４ａおよび大腿の内側に設けられた第２支柱２４ｂに係合されて設けられ、カフ４０はその帯板状の部品の両端が脛部の外側に設けられた第１支柱２２ａおよび脛部の内側に設けられた第１支柱２２ｂに係合されて設けられる。

骨盤帯付長下肢装具１２は足底部を支持する足板５０が設けられ、さらに足板５０には前記第１支柱２２ａ、２２ｂの下端と連結するためのあぶみ５２が取付られている。このあぶみ５２は前記第１支柱２２ａ、２２ｂのそれぞれの下端と足首継手５４により回動可能に連結されている。この足首継手５４には、例えば、回動する角度を制限したり、回動を固定したり、あるいは回動を内蔵するバネやロットなどにより支援することのできるクレンザック継手やダブルクレンザック継手などが用いられる。

図１の生体運動支援装置１０は、前述の骨盤帯付長下肢装具１２に対し、駆動装置としての第１モータ３６、第２モータ３８、およびこれらの第１モータ３６および第２モータ３８により出力される駆動力をそれぞれ前記第１連結部２８および前記第２連結部３０に伝達しこれらを駆動するための第１駆動機構３２および第２駆動機構３４、が設けられている。

この第１モータ３６は、後述する第１駆動機構３２を介して前記第１連結部２８ａに連結された第１支柱２２ａおよび第２支柱２４ａによって生成される角度を変化させるものである。第２モータ３８は、後述する第２駆動機構３４を介して前記第２連結部３０に連結された第２支柱２４ａおよび第３支柱２６によって生成される角度を変化させるものである。本実施例においては、後述するように第１駆動機構３２および第２駆動機構３４としてリンク機構が用いられるので、このリンク機構の大きさを考慮して、前記第１モータ３６および第２モータ３８の設置位置が決定される。具体的には、図１に示すように、前記第１モータ３６および第２モータ３８は、第２支柱２４ａに設けられた第１モータ取付板５６および第２モータ取付板５８にそれぞれ取り付けられる。なお、本実施例においては、第１モータ３６および第２モータ３８の出力はそれぞれリンク機構である第１駆動機構３２および第２駆動機構３４を介して伝達されるので、第１モータ３６の出力軸と前記第１連結部２８の回転軸とは略平行に位置され、また、第２モータ３８の出力軸と前記第２連結部３０の回転軸とは略平行に位置される。

図２は、前記図１の生体運動支援装置１０の右側面図、すなわち装着者からみて左側から見た側面図である。なお、説明をわかりやすくするため、主に左下肢外側に対応する部材のみ記載し、右下肢に対応する部材や、左下肢の内側にある第１支柱２２ｂ、第２支柱２４ｂなど、下肢の内側にある部材についても記載を省略している。本図２に示すように、第１モータ３６は、第２支柱２４ａと一体成形されたり、あるいは第２支柱２４ａに溶接などで取り付けられ、第２支柱２４ａから装着者の前方に延設された略三角形状の形状を有する第１モータ取付板５６に取り付けられる。すなわち、第１モータ３６は装着者の体側方向外側に張り出すことがない。このとき、第１モータ３６の軸方向の長さを前記大腿部の外側の第２支柱２４ａと内側の第２支柱２４ｂとの間隔を超えないように第１モータ３６が選択されることにより、左右の第１モータ３６同士が干渉することがない。前記第１モータ３６の出力軸は前記第１モータ取付板５６に設けられた貫通穴を通して回転自在に貫通し、第１駆動機構３２としてのリンク機構を構成する一本のリンクの中央付近に係合される。この第１モータ３６の出力と係合された第１駆動機構３２の一本のリンクは、第１モータ３６の出力軸の回転角度だけ回転する。

同様に、第２モータ３８は、第２支柱２４ａと一体成形されたり、あるいは第２支柱２４ａに溶接などで取り付けられ、第２支柱２４ａから装着者の前方に延設された略三角形状の形状を有する第２モータ取付板５８に取り付けられる。このため、第２モータ３８は装着者の体側方向外側に張り出すことがない。なお、第２モータ３８の軸方向の長さを前記大腿部の外側の第２支柱２４ａと内側の第２支柱２４ｂとの間隔を超えないように第２モータ３８が選択されることにより、左右の第２モータ３８同士が干渉することがない。前記第２モータ３８の出力軸は前記第２モータ取付板５８に設けられた貫通穴を通して回転自在に貫通し、第２駆動機構３４としてのリンク機構を構成する一本のリンクの中央付近に係合される。これにより、この第２モータ３８の出力と係合された第２駆動機構３４の一本のリンクは、第２モータ３８の出力軸の回転角度だけ回転する。

第１モータ３６および第２モータ３８の選定は、例えば次のように行なわれる。例えば歩行運動などの本発明の生体運動支援装置１０によって支援を行なう運動を行なう場合において、装着者の膝関節および股関節に対応する第１連結部２８ａ、２８ｂおよび第２連結部３０のそれぞれにおいて必要とされるトルクを実験やシミュレーションなどにより予め測定しておくと共に、後述する電気的刺激付与部１０４により発生される電気的刺激によって発生する筋力の大きさについても測定しておく。そして、前記第１連結部２８ａおよび第２連結部３０のそれぞれについて測定された運動に必要とされるトルクを、電気的刺激付与部１０４により発生される電気的刺激により発生する筋力と、前記第１モータ３６および第２モータ３８のそれぞれによって発生されるトルクによってまかなうことができるような出力を有するモータを選択する。

第１モータ３６および第２モータ３８には、例えばその出力における回転角を精度よく制御することのできるサーボモータなどが用いられる。このとき、モータの定格における回転速度を考慮して、減速ギヤなどがあわせて用いられる。すなわち、モータの出力軸と駆動機構との間に減速ギヤが設けられ、出力軸の回転速度を減速する一方、そのトルクを増大することができる。

第１モータ３６および第２モータ３８には、それぞれ第１エンコーダ６０および第２エンコーダ６２が設けられる。これらの第１エンコーダ６０および第２エンコーダ６２により、それぞれ第１モータ３６および第２モータ３８の出力軸の回転角が検出される。第１モータ３６および第２モータ３８は角度検出部に対応する。第１連結部２８および第２連結部３０はそれぞれリンク機構である第１駆動機構３２および第２駆動機構３４により第１モータ３６および第２モータ３８の出力軸とそれぞれ動力が伝達されるように連結されているが、後述するように、第１連結部２８および第２連結部３０の角度の変化と第１モータ３６および第２モータ３８の出力軸の回転角とはそれぞれ一対一の関係にあるため、前記第１エンコーダ６０および第２エンコーダ６２のオフセットを適切に行なうことにより、第１エンコーダ６０および第２エンコーダ６２におけるそれぞれの測定量に基づいて、前記第１連結部２８および第２連結部３０の角度が得られる。

図３乃至図５は第２駆動機構３４および第２連結部３０の作動を説明する図である。本実施例においては前述のように第２駆動機構３４はリンク機構であり、４本のリンク３４ａ乃至３４ｄがそれぞれその両端を４つの回転可能に連結するジョイント３４ｅ乃至３４ｈによって連結されている。対向するリンク３４ａおよび３４ｃと、リンク３４ｂおよび３４ｄはそれぞれ等しい長さであり、リンク３４ａおよび３４ｃと、リンク３４ｂおよび３４ｄとはそれぞれ常に平行とされている。すなわち、第２駆動機構３４は平行運動機構である。

前述のように、第２駆動機構３４を構成するリンク３４ｂの中央部３４ｊには、第２モータ３８の出力軸と一体となって動くように固定されているので、第２モータ３８の出力、すなわち回転動作と同期して第２駆動機構３４が動作させられる。前記リンク３４ｂに対向するリンク３４ｄの中央部３４ｋは前記第２連結部３０により第２支柱２４ａと回動可能に連結されている。一方、前記リンク３４ｄと第３支柱２６とは一体となって動くよう固定されている。このため、第２モータ３８が駆動され回転すると、第２モータ３８の出力軸とリンク３４ｂが回転させられ、そして、第２駆動機構３４により、リンク３４ｄがリンク３４ｂと同じ角度だけ第２連結部３０を中心として回転させられる。そして、第３支柱２６はリンク３４ｄと一体となって回転するので、第３支柱２６は第２支柱２４ａに対し第２モータ３８が回転した角度と同じ角度だけ回転させられる。

ここで、第２支柱２４ａと第３支柱２６との関係を、第２支柱２４ａを上方に延長した直線と第３支柱２６のなす角度θｈｉｐを用いて表す（図１０参照）。このように、θｈｉｐは第２支柱２４ａに対する第３支柱２６の前傾を表す角度である。

図３は、θｈｉｐが最も小さい値となる場合を表した図であり、装着者が最も後傾の姿勢を取った場合に対応する図である。このとき、第２連結部３０の状態を表すθｈｉｐの値は−１６．８度とされ、第２連結部３０において連結される第２支柱２４ａと第３支柱２６とは最も伸展された状態である。この状態では、リンク３４ｂの動力入力部３４ｊと隣接するリンク３４ｃとが接するようにされており、それ以上θｈｉｐが小さくなる方向に第２駆動機構３４が動くことを阻止している。

図４は、装着者が直立する姿勢をとった場合に対応する図であり、θｈｉｐが０度となった場合を表す図であって、前記図３の示した状態と後述する図５の状態の間の状態である。

図５は、θｈｉｐが最も大きい値よりも数度手前の場合を示した図であり、装着者が最も前傾に近い姿勢をとった場合に対応する図である。このとき、第２連結部３０の状態を表すθｈｉｐの値は１１１．７度とされ、第２連結部３０において連結される第２支柱２４ａと第３支柱２６とは最も屈曲に近い状態である。すなわち、あと数度前傾、すなわちθｈｉｐを大きくすると、リンク３４ｂの動力入力部３４ｊと隣接するリンク３４ａとが接するようにされており、それ以上θｈｉｐが小さくなる方向に第２駆動機構３４が動くことを阻止している。

図３乃至図５に示すように、第２連結部３０の可動範囲は、第２駆動機構３４の構造により、第２連結部３０に対応する装着者の部位である股関節の可動範囲以上には動くことがないようにされている。そのため、例えば第２モータ３８が暴走した場合であっても、装着者の股関節が可動範囲を超えて力を与えられることがなく事故が防止される。逆に言えば、装着者の股関節の可動範囲を超えて第２連結部３０が動くことがないように、第２駆動機構３４の各リンクの長さを設計することができる。

図６及び図７は、第１駆動機構３２および第１連結部２８ａの作動を説明する図である。本実施例においては前述のように第１駆動機構３２はリンク機構であり、４本のリンク３２ａ乃至３２ｄがそれぞれその両端を４つの回転可能に連結するジョイント３２ｅ乃至３２ｈによって連結されている。また、対向するリンク３２ａおよび３２ｃと、リンク３２ｂおよび３２ｄはそれぞれ等しい長さであり、リンク３２ａおよび３２ｃと、リンク３２ｂおよび３２ｄとはそれぞれ常に平行とされている。すなわち、第１駆動機構３２は平行運動機構である。なお、本実施例においては、内股側の第１連結部２８ｂは、第１運動機構３２などの平行運動機構は設けられておらず、第１支柱２２ｂと第２支柱２４ｂとが自由に回動可能に連結されているのみであるので、第１駆動機構３２を介して第１モータ３６により駆動される外側の第１連結部２８ａの動きに合わせて動作するようにされている。

前述の第２駆動機構３４の場合と同様に、第１駆動機構３２を構成するリンク３２ｂの中央部３２ｊには、第１モータ３６の出力軸と一体となって動くように固定されているので、第１モータ３６の出力、すなわち回転動作と同期して第１駆動機構３２が動作させられる。前記リンク３２ｂに対向するリンク３２ｄの中央部３２ｋは前記第１連結部２８ａ３０により第２支柱２４ａと回動可能に連結されている。一方、前記リンク３２ｄと第１支柱２２ａとは一体となって動くよう固定されている。このため、第１モータ３６が駆動され回転すると、第１モータ３６の出力軸とリンク３２ｂが回転させられ、第１駆動機構３２により、リンク３２ｄがリンク３２ｂと同じ角度だけ第１連結部２８を中心として回転させられる。そして、第１支柱２２ａはリンク３２ｄと一体となって回転するので、第１支柱２２ａは第２支柱２４ａに対し第１モータ３６が回転した角度と同じ角度だけ回転させられる。

ここで、第１支柱２２ａと第２支柱２４ａとの関係を、第２支柱２４ａを下方に延長した直線と第１支柱２２ａのなす角度θｋｎｅｅを用いて表す（図１０参照）。このように、θｋｎｅｅは第２支柱２４ａに対する第１支柱２２ａの屈曲を表す角度である。

図６は、θｋｎｅｅが最も小さい値となる場合を表した図であり、装着者が直立の姿勢を取った場合に対応する図である。このとき、第１連結部２８ａの状態を表すθｋｎｅｅの値は０度とされ、第１連結部２８ａにおいて連結される第１支柱２２ａと第２支柱２４ａとは最も伸展された状態である。この状態では、リンク３２ｂの動力入力部３２ｊと隣接するリンク３２ｃとが接するようにされており、それ以上θｋｎｅｅが小さくなる方向に第２駆動機構３４が動くことを阻止している。

図７は、θｋｎｅｅが最も大きい値となる場合を示した図であり、装着者が最も膝を曲げた場合に対応する図である。このとき、第１連結部２８ａの状態を表すθｋｎｅｅの値は１２６．０度とされ、第１連結部２８ａにおいて連結される第１支柱２２ａと第２支柱２４ａとは最も屈曲した状態である。この状態では、リンク３２ｂの動力入力部３２ｊと隣接するリンク３２ａとが接するようにされており、それ以上θｋｎｅｅが小さくなる方向に第１駆動機構３２が動くことを阻止している。

このように、図６及び図７に示すように、第１連結部２８ａの可動範囲は、第１駆動機構３２の構造により、第１連結部２８に対応する装着者の部位である膝関節の可動範囲以上には動くことがないようにされている。そのため、例えば第２モータ３８が暴走した場合であっても、装着者の股関節が可動範囲を超えて力を与えられることがなく事故が防止される。逆に言えば、装着者の膝関節の可動範囲を超えて第１連結部２８ａが動くことがないように、第１駆動機構３２の各リンクの長さを設計することができる。

図８は、本実施例の生体運動支援装置１０を車椅子に着席している者に装着する様子を示した図である。前述のように、骨盤帯４８、カフ４４、カフ４２、カフ４０は、いずれもその帯板状の部品が装着者の前面を半周し、それらの帯板状部品の両端部にはそれぞれ皮革製のベルトや面ファスナー等の装着具が延設されており、装着者の後面をこれらの装着具で締めつけるように固定するようにされているので、前記装着具を解放した状態で車椅子に着席している者の前面から覆うように取り付けるとともに、前記装着具を腰部、大腿上部、大腿下部、脛上部に固定することにより、装着が可能である。このとき、前述のように第１モータ３６および第２モータ３８は、装着者の前面に配設され、かつ、その外側の端が第２支柱２４ａに取り付けられた第１モータ取付板５６および第２モータ取付板５８にそれぞれ取り付けられているので、第１モータ３６および第２モータ３８は第２支柱２４ａよりも装着者の外側に位置することがなく、図８に示すように車椅子のフレームと干渉することなく生体運動支援装置１０を装着することができる。

図９は、本実施例の生体運動支援装置１０を車椅子に着席している者に装着する際の一連の様子を示した図である。まず、装着前を表す図９の（ａ）においては、生体運動支援装置１０の後ろ側に車椅子に着席した装着者が位置している。そして、図９の（ｂ）に示すように、前記装着具が解放された生体運動支援装置１０を装着者が自身の下肢および腰部にかぶせるように取り付ける。その後、前記骨盤帯４８、カフ４４、カフ４２、カフ４０のそれぞれに設けられた装着具を腰部、大腿上部、大腿下部、脛上部に固定し、装着が完了した状態が図９の（ｃ）である。装着後においては、装着された生体運動支援装置１０は前述のように車椅子のフレームなどと干渉することがないので、図９の（ｄ）に示すように生体運動支援装置１０を装着したまま、装着者は車椅子により移動することができる。

図１０は本実施例の生体運動支援装置１０の制御を行なうにあたり、制御に関連する変数を定義した図である。前述のように、第２支柱２４ａを上方へ延ばした直線と第３支柱２６とがなす角を第２支柱２４ａと第３支柱２６とがなす角θｈｉｐとし、また、第２支柱２４ａを下方へ延ばした直線と第１支柱２２ａとがなす角を第２支柱２４ａと第１支柱２２ａとがなす角θｋｎｅｅとする。なお、本実施例においては、θｈｉｐを第２連結部３０の角度、あるいは股関節の角度ともいい、また、θｋｎｅｅを第１連結部２８ａの角度、あるいは膝関節の角度ともいう。さらに、第２連結部３０における回転軸回りのトルクτｈｉｐおよび第１連結部２８における回転軸回りのトルクτｋｎｅｅは、それぞれ第２連結部３０の角度θｈｉｐおよび第１連結部２８の角度θｋｎｅｅを小さくするトルクの方向を正とする。

図１１は、本実施例の生体運動支援装置１０の機能を説明する機能ブロック図である。制御部１００はいわゆる記憶装置としてのＲＡＭ、ＲＯＭなどに記憶されたプログラムやデータ等を読み出しつつ演算装置としてのＣＰＵにおいて演算を行なういわゆるコンピュータによって構成され、目標動作設定部１０２、電気的刺激付与部１０４、フィードバック制御部１０６などを有する。なお、前述の通り、貼付電極（ＦＥＳ電極）４６、第１モータ３６、第２モータ３８、第１エンコーダ６０、第２エンコーダ６２はそれぞれ左右に一対存在しており、装着者の右下肢に対応するものには符号の末尾にＲが、左下肢に対応するものには符号の末尾にＬがそれぞれ付されている。

目標動作設定部１０２は、生体運動支援装置１０によって支援される運動である目標動作を設定するものであって、例えば前記目標動作が歩行動作である場合には、歩幅あるいは歩行速度すなわち左右の足を出すピッチなどに基づいて定められる膝関節の角度θｋｎｅｅおよび股関節の角度θｈｉｐの時間変化パターンによって定められる。そして、この時間変化パターンは例えば健常者の歩行動作を解析することにより、例えば前記歩幅や歩行速度に応じて複数種類が定められ、これらを例えば装着者が図示しない入力手段を用いて切り換えることにより設定される。

電気的刺激付与部１０４は、前記目標動作設定部１０２において設定された目標動作を達成するために、前記第１連結部２８および前記第２連結部３０に対応する膝関節および股関節を伸長させる筋肉による筋力を発生させるため、この筋肉に対し与える電気的刺激を決定する。本実施例においては、前記目標動作が歩行動作であるので、前記第１連結部２８および前記第２連結部３０に対応する膝関節および股関節を同時に伸長させることのできる筋肉である大腿直筋に対して、その大腿直筋と皮膚を介した位置に貼り付けられた図示しない表面電極４６により、電気的刺激を与える。図１２は、電気的刺激付与部１０４が発生する電気的刺激の時間変化を表す図の一例である。時刻ｔｓから時刻ｔｆまでが、前記目標動作が歩行動作である場合の片足の一動作単位すなわち、一歩に相当する時間であり、これを１周期として反復した信号を発生する。このとき、電気的刺激付与部は、信号の強さｓ、信号無発生状態から信号発生状態までの立ち上がり時間ｔ１、信号発生時間ｔ２、信号発生状態から信号無発生状態までの収束時間ｔ３のそれぞれを制御することにより、発生する電気的刺激を変化させることができる。

また、図１２に示した片足の一歩に相当する時間や、膝関節あるいは股関節の目標角度は、複数のパターンから選択的に切換可能とされる。この複数のパターンは、歩幅あるいは歩行ピッチなどの変化に対応するものである。また、前記膝関節あるいは股関節の目標角度は、健常者の歩行動作における膝関節あるいは股関節の角度に基づいて決定され、この健常者の歩行動作を前記歩幅あるいは歩行ピッチ毎に予め解析することによって得られる。

図１４は、目標動作設定部１０２によって設定される目標動作と電気的刺激付与部１０４によって決定される電気的刺激のパターンとの関係の一例を表す図である。図１４においては、目標動作としての歩行動作における片足の膝関節角度θｋｎｅｅと股関節角度θｈｉｐの時間変化と、刺激パターンとが同一の時間軸上に表示されている。なお、時間軸は、歩行運動の一周期、すなわち一歩が１．０となるように正規化されており、また、刺激パターンについても、最大の刺激が１．０となるように正規化されている。目標動作について着目すると、時刻０．０乃至０．４は足裏が地面に接地せず、足を後方から前方に振り出す期間である遊脚期であり、０．４乃至１．０は足裏が地面に接地し、床を蹴りだしながら体を前方に移動させる期間である立脚期である。一方、刺激パターンについては、時刻０．１５から０．２にかけてそれまで０とされていた出力が増加させられ、０．２から０．４にかけて最大出力が維持され、０．４から０．４５にかけて徐々に減少させられ、０．４５から１．０までは出力が行なわれない。

図１１に戻って、フィードバック制御部１０６は、膝関節の角度θｋｎｅｅおよび股関節の角度θｈｉｐのそれぞれについてをフィードバックすることにより第１モータ３６および第２モータ３８のそれぞれの作動を制御する。このとき、前記目標動作設定部１０２において設定された目標動作すなわち膝関節の角度θｋｎｅｅおよび股関節の角度θｈｉｐのそれぞれについての時間変化を参照入力として、この参照入力と状態との偏差が０となるような制御を行なう。

図１３は、本実施例の生体運動支援装置１０における制御系を表すブロック線図である。本図１３において、ｑは左右それぞれの股関節および膝関節の角度をベクトルにより表したものであり、ｑ＝［θ_hip＿_R ，θ_knee＿_R ，θ_hip＿_L ，θ_knee＿_L ］^T である。また、ｑ_r は、前記目標動作設定部１０２において設定された目標動作に対応する左右それぞれの股関節および膝関節の角度をベクトルにより表したものであり、ｑ_r ＝［θ_hip＿_Rr，θ_knee＿_Rr，θ_hip＿_Lr，θ_knee＿_Lr］^T である。またτ_a は、左右それぞれに設けられた第１モータ３６および第２モータ３８によって発生させられる第１連結部２８および第２連結部３０における回転軸回りのトルクであり、τ_a ＝［τ_hip＿_R＿_a ，τ_knee＿_R＿_a ，τ_hip＿_L＿_a ，τ_knee＿_L＿_a ］^T である。また、τ_FES は、前記電気的刺激付与部１０４およびＦＥＳ刺激装置１２４によって発生された電気的刺激を受けた左右の大腿直筋が生ずる筋力による第１連結部２８および第２連結部３０の回転軸回りのトルクであり、τ_FES ＝［τ_hip＿_R＿_FES ，τ_knee＿_R＿_FES ，τ_hip＿_L＿_FES ，τ_knee＿_L＿_FES ］^T である。ここで、ｑにおけるθ_hip＿_R は右足の股関節（第２連結部３０）の角度、θ_knee＿_R は右足の膝関節（第１連結部２８）の角度、θ_hip＿_L は左足の股関節（第２連結部３０）の角度、θ_knee＿_L は左足の膝関節（第１連結部２８）の角度であり、同様にｑ_r 、τ_a 、τ_FES の各ベクトルについても、第１成分は右足の股関節、第２成分が右足の膝関節、第３成分が左足の股関節、第４成分が左足の膝関節に関する値をそれぞれ表している。なお、θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの位置、また、τｋｎｅｅおよび、τｈｉｐの位置および向きの定義は前述の図１０に示したものが用いられる。

図１３に示すように、本実施例の生体運動支援装置１０の制御においては、左右それぞれの股関節および膝関節の角度の値であるｑおよびその微分値をフィードバックする、いわゆるＰＤ制御が行なわれる。このときＫｐおよびＫｖはそれぞれ各関節の角度ｑおよびその微分値である角速度（ｄｑ／ｄｔ）に対応するゲインである。一般にＰＤ制御においては、比例ゲインＫｐを大きくすると制御系が安定限界に近づく一方、Ｋｐを小さくすると追従性能が劣るので、フィードバック制御部１０６はこれらの性能を考慮しつつ安定性と追従性を両立し得るＫｐの値が用いられる。

図１１に戻って、インタフェース部（Ｉ／Ｆ部）１１０は、ＤＡ変換部１１２、ＡＤ変換部１１４、カウンタ１１６、タイマ１１８などによって構成される。ＤＡ変換部１１２は、コンピュータによって構成されデジタルデータを扱う制御部１００と、アナログデータを扱うサーボモータ用アンプ１２０やＦＥＳ刺激装置１２４との間に存在し、制御部１００によって出力されるデジタルデータをアナログデータに変換し、サーボモータ用アンプ１２０やＦＥＳ刺激装置１２４などに渡す。また、ＡＤ変換部１１４はサーボモータ用アンプ１２０が各モータ３６、３８に対して出力した駆動電流の大きさやモータの出力軸の回転速度などについてのアナログデータを受け取り、制御部１００において使用できる形式であるデジタルデータに変換する。また、カウンタ１１６は、第１モータ３６の出力軸の回転角度を検出する第１エンコーダ６０および第２モータ３８の出力軸の回転角度を検出する第２エンコーダ６２からのデータを受け取り、回転角を算出する。すなわち、第１エンコーダ６０および第２エンコーダ６２によって検出されるのは、モータ出力軸の回転角度に比例する数のパルスであるので、予め行なわれたキャリブレーションの結果に基づいて、現在の関節角の値を算出する。また、タイマ１１８は前記ＤＡ変換部１１２、ＡＤ変換部１１４、およびカウンタ１１６によるデータの入出力のタイミングが所定の間隔となるように制御するために用いられる。

サーボモータ用アンプ１２０は、左右の第１モータ３６、第２モータ３８のそれぞれについて設けられ、少なくとも各モータの出力軸の回転角度を制御可能なモードを有する。また、モータの出力軸回転速度および駆動電流値をそれぞれモータから測定することができる。

ＦＥＳ刺激装置１２４は、前記電気的刺激付与部１０４によって決定された刺激パターンに基づいて、装着者の皮膚に貼り付けられた貼付電極４６から大腿直筋を動かす末梢神経に電気的刺激を与え、大腿直筋を動かす。このとき、ＦＥＳ刺激装置１２４は、電極と皮膚との間のインピーダンスが最も低くなる周波数である例えば２．５ｋＨｚの周波数を有する正弦波を搬送波とし、周波数が５０Ｈｚ、パルス幅２００μｓｅｃの電圧を前記貼付電極４６に与える。なお、出力電圧の振幅や周波数、パルス幅については任意の値に制御可能である。

図１５は、電気的刺激付与部１０４による刺激パターンが前述の図１４のように決定される場合において、比例ゲインＫｐをＫｐ＝２４として本発明の生体運動支援装置１０の制御を行なった場合の実験結果を説明する図である。すなわち、膝関節および股関節の目標動作における角度と実際の角度、第１モータ３６および第２モータ３８の発生トルク、電気的刺激付与部１０４において決定された刺激パターンをそれぞれ上段、中段、下段に、同一の時間軸で表示したものである。なお、このとき、Ｋｖの値はＫｖ＝１３１５とされている。

まず、図１５の上段においては、第１連結部２８（膝関節）の角度θｋｎｅｅの実際の値が実線で、目標動作における値（目標値）が一点鎖線で、さらに第２連結部３０（股関節）の角度θｈｉｐの実際の値が破線で、目標動作における値（目標値）が二点鎖線でそれぞれ表されている。第１連結部２８（膝関節）の角度θｋｎｅｅ、および第２連結部３０（股関節）の角度θｈｉｐとも、実際の値と目標値とを比べると、θｋｎｅｅ、θｈｉｐとも目標値に追従していることがわかる。

図１５の中段においては、第１モータ３６の出力トルクが実線で、第２モータ３８の出力トルクが破線でそれぞれ表されている。第１モータ３６、第２モータ３８とも瞬間的に急激なトルクを発することがない。

図１６は、比例ゲインＫｐの値のみをＫｐ＝１２とし、その他は図１５の場合と同一の条件により本発明の生体運動支援装置１０の制御を行なった場合の実験結果を示す図であって、図１５に対応する図である。図１５と図１６とを比較すると、上段に示された第１連結部２８（膝関節）の角度θｋｎｅｅの実際の値の目標値に対する追従性、および第２連結部３０（股関節）の角度θｈｉｐの実際の値の目標値に対する追従性については、図１５の場合よりも比例ゲインＫｐを小さくしたため若干劣るが、十分追従しているといえる。一方、中段に示されたモータの発生トルクについては、電気的刺激の発生直後に第１モータ３６において負の方向に比較的大きいトルクを生じている。これは、電気的刺激の発生直後においては関節角の目標値およびその角速度、角加速度が他の区間に比べて大きいために，位置を正確に追従しようと大きなトルクを発生させているからだと思われる。このように、比例ゲインＫｐの選択により、電気的刺激による筋力を適切にモータトルクが補うことにより、モータ出力トルクの急激な変化を抑制できる。

図１７は、電気的刺激付与部１０４において決定される別の刺激パターンを示す図である。図１７の上段に示す目標動作における膝関節の関節角θｋｎｅｅおよび股関節の関節角θｈｉｐのパターンは前述の図１４の場合と同一である。本図１７の刺激パターンは、時刻０．１５から０．３５にかけて、それまで発生していなかった電気的刺激が発生させられる。そして、時刻０．３５から０．７５まで最大の電気的刺激が発生され、その後０．７５から０．９５にかけて電気的刺激が減少させられ、１．０までの間は発生しない。すなわち、本図１７の刺激パターンと図１４の刺激パターンとを比べると、図１４においては、刺激が付加されるのは遊脚期から立脚期へ遷移する区間のみとされている一方、図１７においては、遊脚期から立脚期へ遷移する直前から、立脚期から遊脚期へ遷移する直前にかけて行なわれており、また刺激の発生時の増加速度や刺激の終了時の減少速度は図１４の刺激パターンに比べて緩やかとされている。

図１８は、電気的刺激付与部１０４による刺激パターンが前述の図１７のように決定される場合において、比例ゲインＫｐをＫｐ＝１２として本発明の生体運動支援装置１０の制御を行なった場合の実験結果を説明する図であって、図１５や図１６に対応する図である。すなわち、膝関節および股関節の目標動作における角度と実際の角度、第１モータ３６および第２モータ３８の発生トルク、電気的刺激付与部１０４において決定された刺激パターンをそれぞれ上段、中段、下段に、同一の時間軸で表示したものである。なお、このとき、Ｋｖの値はＫｖ＝１３１５とされている。

図１８の上段においては、図１５などと同様に、第１連結部２８（膝関節）の角度θｋｎｅｅの実際の値が実線で、目標動作における値（目標値）が一点鎖線で、さらに第２連結部３０（股関節）の角度θｈｉｐの実際の値が破線で、目標動作における値（目標値）が二点鎖線でそれぞれ表されている。第１連結部２８（膝関節）の角度θｋｎｅｅ、および第２連結部３０（股関節）の角度θｈｉｐとも、実際の値と目標値とを比べると、θｋｎｅｅ、θｈｉｐとも図１６の場合と同程度に目標値に追従していることがわかる。

一方、図１８の中段においては、第１モータ３６の出力トルクが実線で、第２モータ３８の出力トルクが破線でそれぞれ表されている。これを図１５あるいは図１６の制御における第１モータ３６および第１モータ３６の出力トルクと比較すると、本図１８においては例えば時刻ｔが２．８乃至２．９程度の区間などの立脚期の中期において、第１モータ３６が負の比較的大きなトルクを出力している。この区間は，膝関節の二重膝作用と呼ばれるところで，体重心の上下方向の移動を少なくするための作用であるが、ここで一度膝が伸びきった状態からいったん曲がり、再び伸ばそうとするところで電気的刺激によって膝関節が伸長しきった状態となっているために、それを曲げようとする方向にモータトルクが働いているものであると思われる。すなわち、電気的刺激により膝関節を伸長させるよう大腿直筋の筋力を発生させる一方、第１モータ３６は膝関節を屈曲させるトルクを発生している。

ところで、前記図１７に示した刺激パターンは、従来電気的刺激によって生ずる筋力のみによって歩行運動を支援する場合の刺激パターンをそのまま適用したものである。電気的刺激によって生ずる筋力のみによって歩行運動を支援する場合には、立脚期における膝折れ、すなわち床からの反力ベクトルが膝関節後方を通ることで、膝関節を屈曲させる方向にモーメントが働く現象を防止すべく電気的刺激を発生していた。しかしながら、図１５および図１６に示されているように、立脚期における膝折れ防止には、必ずしも電気的刺激を与え続ける必要がなく、前記フィードバック制御部１０６による制御により第１モータ３６から出力される比較的小さな出力トルクによっても有効な効果を得られる。言い換えれば、膝関節を伸展させる動作を行なう遊脚期においては、膝関節が伸展された状態を維持する立脚期に比べてその伸展動作に関与する筋肉である大腿直筋が生ずる筋力が大きくなるように電気的刺激付与部１０４により電気的刺激が行なわれた図１４の場合は、図１７の場合と比べて膝関節がなめらかに動作することが可能となる。また、筋肉に対して大きな電気的刺激が加わる時間を短くすることができることから、筋肉の疲労を低減することができる。

ただし、このような例えば図１７に示す場合であっても、逆に言えば電気的刺激によって発生する大腿直筋の筋力により、膝関節を伸展状態に保持することができたといえる。すなわち、電気的刺激付与部１０４による電気的刺激の開始および終了のタイミングを調節することにより、第１モータ３６によって発生するトルクと組み合わせた運動の支援に十分寄与し得るものである。特に前述のように、膝関節および股関節の関節角のそれぞれの目標動作における角度に対する追従性は一定の評価をすることができるが、これはモータによる出力トルクと逆方向に働く外力が存在する場合であってもフィードバック制御部１０６により前記膝関節および股関節の関節角を制御することができたといえる。

前述の実施例によれば、駆動装置としての第１モータ３６および第２モータ３８による関節角すなわち膝関節（第１連結部２８ａ）および股関節（第２連結部３０）の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの制御と、前記モータ３６、３８による角度制御と関連して電気的刺激付与部１０４により出力される筋肉への電気的刺激との両方が併用されることにより、再現性の低い前記電気的刺激付与部１０４により出力された電気的刺激により発生される筋力を前記モータ３６、３８が補償することができるなど、前記電気的刺激付与部１０４あるいは駆動装置のいずれかを単独で用いた場合の欠点が補完される生体運動支援装置１０において、フィードバック制御部１０６は、前記角度検出部としてのエンコーダ６０、６２によって検出された関節角の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐをフィードバックすることにより、前記関節角の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの目標値と実際の関節角の角度との偏差に基づいて前記駆動装置３６、３８の出力を制御するので、例えば、疲労や電極のずれなどにより前記電気的刺激付与部１０４により所定の電気的刺激が出力された場合において発生する筋力がばらつくなど、外乱や負荷が存在する場合であっても、該筋力がを前記モータ３６、３８により適切に補償され、前記関節の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐを目標値に追従させることができる。

また、前述の実施例によれば、前記関節角の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの目標値は、健常者の前記第１部位である膝関節および第２部位である股関節を屈曲あるいは伸展させる目標動作に基づいて予め定められるので、健常者による前記第１部位および第２部位のなめらかな動作が目標動作とされ、この目標動作に追従するように前記関節角の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐが制御されるので、第１部位および第２部位がなめらかに動作をするよう支援する。

また、前述の実施例によれば、前記関節角の角度θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの目標値は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる目標動作における前記関節角の大きさおよび／または関節角の角速度に基づいて予め複数種類が定められ、該複数種類の目標値は切換可能であるので、予め定められた複数種類の目標動作から、適当な前記関節角の大きさや角速度を選択することができる。

また、前述の実施例によれば、前記電気的刺激付与部１０４は、前記第１部位である膝関節および第２部位である股関節を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉にのみ電気的刺激を与えるので、電気的刺激のみによって運動支援を行なう場合に比べて、電気的刺激によって作動させる筋肉の数を少なくすることができる。これにより、前記電気的刺激を筋肉に与えるために設置する電極の数を低減できるとともに、電気的刺激に対する再現性が乏しい筋力の影響を抑えつつ、機能的電気刺激と外部の駆動装置を併用した運動支援を行なうことができる。

また、前述の実施例によれば、前記電気的刺激付与部１０４は、前記モータ３６、３８の出力を最も少なくするタイミングで前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるので、前記モータ３６、３８の出力を抑えることができ、前記モータ３６、３８や、モータ３６、３８に電力を供給するバッテリ等を小型化あるいは軽量化することができる。

また、前述の実施例によれば、前記電気的刺激付与部１０４は、歩行動作において前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合である遊脚期には、該第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合である立脚期に比べて前記第１部位および第２部位を伸展させる動作に関与する筋肉が発生する筋力が大きくなるように、前記筋肉に電気的刺激を与えるので、第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合においても第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合と同様もしくはそれ以上の電気的刺激を与える場合に比べてなめらかな動作を行なうことが可能となる。また、第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合においては前記モータ３６、３８の出力が用いられるが、かかる出力は前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合に比べて小さいものであるので、省電力化を図ることができる。更には、筋肉に対して大きな電気的刺激が加わる時間を短くすることができることから、筋肉の疲労を低減することができる。

また、前述の実施例によれば、生体の第１部位に取り付けられる第１支柱２２ａ、２２ｂと、該第１部位と第１関節を介して連結された第２部位に取り付けられる第２支柱２４ａ、２４ｂと、前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する第１連結部２８ａ、２８ｂと、前記第２部位と第２関節を介して連結された第３部位に取り付けられる第３支柱２６と、前記第２支柱および該第３支柱を相対回動可能に連結する第２連結部３０と、前記第１支柱２２ａ、２２ｂと前記第２支柱２４ａ、２４ｂとによって形成される第１関節角θｋｎｅｅの角度を制御する第１モータ３６と、前記第２支柱２４ａと前記第３支柱２６とによって形成される第２関節角の角度θｈｉｐを制御する第２モータ３８と、前記第１モータ３６および該第２モータ３８の角度制御動作と関連して、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位をそれぞれ屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部１０４と、を有し、前記第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展動作、および前記第２部位および前記第３部位の屈曲あるいは伸展動作を支援するための生体運動支援装置１０に対しても前述の効果と同様の効果が得られる。

また、前述の実施例によれば、前記第１部位は下腿であり、前記第２部位は大腿であり、前記第３部位は腰部であり、前記第１関節は膝関節であり、前記第２関節は股関節であるので、下肢に運動機能障害を有する者に対してその運動の支援を行なうことができる。

また、前述の実施例によれば、前記生体の第１部位および第２部位および前記生体の第２部位および第３部位のそれぞれの屈曲あるいは伸展動作は歩行運動に伴うものであるので、日常生活において最も基本的な動作である歩行動作を支援することができる。

また、前述の実施例によれば、前記第１モータ３６および前記第２モータ３８は、それぞれ前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方に設けられ、前記第１連結部および前記第２連結部は、それぞれ前記第１モータ３６および前記第２モータ３８により、駆動機構３２、３４を介して駆動されるので、該駆動３２、３４により前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方に設けられた前記第１モータ３６および前記第２モータ３８のそれぞれによって発生された動力は前記第１連結部２８ａおよび前記第２連結部３０に伝達されるとともに、前記生体運動支援装置１０の横幅方向の大きさは、前記第１モータ３６および第２モータ３８が体側に対応する側に設けられる場合に比べて小さくなり、例えば平均的な体格を想定して横幅方向の大きさが規定されている車椅子などに前記生体運動支援装置１０を装着したまま着席することができる。

また、前述の実施例によれば、前記駆動機構３２、３４のそれぞれは、前記第１連結部２８ａおよび前記第２連結部３０のそれぞれが対応する前記第１関節および第２関節の可動範囲に対応してその動作範囲が制限されるので、前記第１支柱２２ａと前記第２支柱２４ａとが、あるいは前記第２支柱２４ａと前記第３支柱２６とがそれぞれ前記第１関節あるいは第２関節の可動範囲を超えて屈曲あるいは伸展することがなく、例えば前記モータ３６，３８が暴走した場合であっても、装着者に損傷を与えることが防止される。

また、前述の実施例によれば、前記第１支柱２２ａおよび前記第２支柱２４ａには、それぞれ下腿および大腿の前方にカフ４０、４２、４４が設けられているので、本発明の生体運動支援装置１０は体の前面から着脱を行なうことができ、例えば車椅子や椅子などに着席したまま着脱を行なうことができる。

以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。

例えば、前述の実施例においては、本発明の生体運動支援装置１０は骨盤帯付長下肢装具１２に駆動装置としての第１モータ３６および第２モータ３８を取り付けることにより実現されたが、この駆動装置は、モータに限られず、例えば油圧シリンダや空気圧シリンダなどであってもよい。また、駆動機構としては第１駆動機構３２および第２駆動機構３４はともにリンク機構が用いられたが、これに限られず、例えばプーリやギヤ機構などであってもよい。すなわち、駆動装置としては、第１連結部２８ａおよび第２連結部３０をそれぞれ伸長あるいは屈曲させるための回転トルクを生ずることができればよく、また、駆動機構としては前記駆動機構によって発生されたトルクを適切に第１連結部２８ａおよび第２連結部３０に伝達できればよい。

また、前述の実施例においては、本発明の生体運動支援装置１０により歩行運動を支援したが、左右の下肢に対し独立した制御系を設定することができるため、片足のみの歩行を支援することも可能である。このようにすれば、片麻痺の患者、すなわち片足にのみ運動機能障害のある者の歩行運動を適切に支援することができる。また、前述の実施例においては、本発明の生体運動支援装置１０は歩行運動を支援したが、これに限られず、例えば本発明の生体運動支援装置１０によってその角度が制御される股関節および膝関節を用いる運動であれば歩行運動に限られず支援することができる。

また、前述の実施例においては、電気的刺激付与部１０４による電気的刺激は膝関節および股関節の両方の伸長に関与する大腿直筋に対して与えられたので、２つの関節を１つの筋肉に対する電気的刺激による筋力で伸長させることができたが、これに限られず、膝関節の伸長に関する筋肉と股関節の伸長に関する筋肉のそれぞれ別の筋肉に対しそれぞれ電気的刺激が与えられてもよい。

また、前述の実施例においては、本発明の生体運動支援装置１０は骨盤帯付長下肢装具１２の下腿部に対応する支柱を第１支柱２２、大腿部に対応する支柱を第２支柱２４、腰部に対応する支柱を第３支柱２６としたが、これに限られず、例えば足板を第１支柱、下腿部に対応する支柱を第２支柱、大腿部に対応する支柱を第３支柱としてもよい。この場合、第１駆動装置は足首関節に対応する足首継手を駆動し、第２駆動装置は膝関節に対応する膝継手を駆動することにより足首継手の角度と膝継手の角度を制御すればよい。また、本発明の生体運動支援装置１０は２つの支柱とそれらを連結する１つの連結部、あるいは３つの支柱とそれらを連結する２つの連結部に対して適用されたが、同様に４つ以上の支柱とそれらを連結する連結部からなる構造であっても本発明を同様に適用可能である。

また、前述の実施例においては、本発明の生体運動支援装置１０は骨盤帯付長下肢装具１２に対し駆動装置を適用することにより、下肢の運動を支援したが、これに限られず、例えば上肢装具に対し駆動装置を適用することにより、同様に上肢の運動を支援することも可能である。すなわち、本発明の生体運動支援装置が対象とする生体の第１部位、第２部位および第３部位の位置は限定されず、第１部位と第２部位とが第１連結部によって回動可能に連結され、第２部位と第３部位とが第２連結部によって回動可能に連結されていれば適用が可能である。

なお、前述の実施例においては、電気的刺激を付与するために貼付電極４６が用いられたが、これに限られず、例えば、皮膚を刺し抜いた電極である経皮的埋込電極が用いられても良いし、あるいは電気的刺激を発生する装置（ＦＥＳ刺激装置１２４）ごと体内に埋め込み、体外から無線により前記装置を制御する完全埋込電極が用いられてもよい。

本発明の一実施例の生体運動支援装置の外観の正面図である。 図１の生体運動支援装置の外観の側面図である。 図１および図２の生体運動支援装置における第２モータおよび第２駆動機構の作動とこれに伴って動く第２連結部の動きを説明する図であって、第３支柱を第２支柱に対し最も後傾させた場合の図である。 図１および図２の生体運動支援装置における第２モータおよび第２駆動機構の作動とこれに伴って動く第２連結部の動きを説明する図であって、第３支柱と第２支柱とのなす角度を０とした場合の図である。 図１および図２の生体運動支援装置における第２モータおよび第２駆動機構の作動とこれに伴って動く第２連結部の動きを説明する図であって、第３支柱を第２支柱に対し最も前傾させた場合の図である。 図１および図２の生体運動支援装置における第１モータおよび第１駆動機構の作動とこれに伴って動く第１連結部の動きを説明する図であって、第１支柱と第２支柱とのなす角度を０とした場合の図である。 図１および図２の生体運動支援装置における第１モータおよび第１駆動機構の作動とこれに伴って動く第１連結部の動きを説明する図であって、第１支柱を第２支柱に対し最も屈曲させた場合の図である。 図１の生体運動支援装置を車椅子に着席した状態の装着者に装着する場合の一例を表す図である。 図１の生体運動支援装置を車椅子に着席した状態の装着者に装着する前後の状態を説明する図である。 図１の生体運動支援装置の制御における変数を定義する図である。 図１の生体運動支援装置の制御機能の概要を表す機能ブロック図である。 図１の生体運動支援装置の電気的刺激付与部における電気的刺激のパターンを説明する図である。 図１の生体運動支援装置のフィードバック制御部における制御系の概要を説明する図である。 図１１に示す生体運動支援装置の制御において、歩行運動時における目標動作の関節角θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの角度と電気的刺激の刺激パターンを説明する図である。 図１４の場合における生体運動支援装置による運動支援の様子を説明する図であって、関節角θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの角度の実際値および目標値と、モータの出力トルクと、電気的刺激の刺激パターンとの時間変化を表した図である。 図１４の場合における生体運動支援装置による運動支援の様子を説明する図であって、図１５の場合と別のフィードバックトルクを設定した場合における関節角θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの角度の実際値および目標値と、モータの出力トルクと、電気的刺激の刺激パターンとの時間変化を表した図である。 図１１に示す生体運動支援装置の制御において、歩行運動時における目標動作の関節角θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの角度と図１４の場合とは別の電気的刺激の刺激パターンを説明する図である。 図１７の場合における生体運動支援装置による運動支援の様子を説明する図であって、関節角θｋｎｅｅおよびθｈｉｐの角度の実際値および目標値と、モータの出力トルクと、電気的刺激の刺激パターンとの時間変化を表した図である。

符号の説明

１０：生体運動支援装置
２２：第１支柱
２４：第２支柱
２６：第３支柱
２８：第１連結部（膝継手）
３０：第２連結部（股継手）
３２：第１駆動機構
３４：第２駆動機構
３６：第１モータ
３８：第２モータ
４０：カフ
４２：カフ
４４：カフ
４６：表面電極
１０２：目標動作設定部
１０４：電気的刺激付与部
１０６：フィードバック制御部

Claims (11)

1. 生体の第１部位に沿って取り付けられる第１支柱と、
   該生体の第１部位と関節を介して連結された第２部位に沿って取り付けられる第２支柱と、
   前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する連結部と、
   前記第１支柱と前記第２支柱とを連結する前記連結部を開閉駆動する駆動装置と、
   該駆動装置による前記連結部の開閉駆動と関連して、前記生体の第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部と、
   を有し、前記生体の第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展を支援するための生体運動支援装置であって、
   前記連結部の角度を検出する角度検出部と、
   予め設定された目標動作における前記連結部の角度の目標値と該角度検出部によって検出された実際の連結部の角度との偏差に基づいて前記駆動装置の出力を制御するフィードバック制御部を有すること
   を特徴とする生体運動支援装置。
2. 前記目標動作における連結部の角度の目標値は、健常者の前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に基づいて予め定められた時間関数であること
   を特徴とする請求項１に記載の生体運動支援装置。
3. 前記連結部の角度の目標値は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる目標動作における前記連結部の角度の大きさおよび／または連結部の角度の角速度に対応して予め複数種類が定められ、該複数種類の目標値は切換可能であること
   を特徴とする請求項１または２に記載の生体運動支援装置。
4. 前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉にのみ電気的刺激を与えること
   を特徴とする請求項１乃至３のいずれか１に記載の生体運動支援装置。
5. 前記電気的刺激付与部は、前記第１部位および第２部位を伸展させる動作を行なう場合には、該第１部位および第２部位が伸展された状態を維持する場合に比べて前記第１部位および第２部位を伸展させる動作に関与する筋肉が発生する筋力が大きくなるように、前記筋肉に電気的刺激を与えること
   を特徴とする請求項１乃至４のいずれか１に記載の生体運動支援装置。
6. 生体の第１部位に沿って取り付けられる第１支柱と、
   該生体の第１部位と第１関節を介して連結された第２部位に沿って取り付けられる第２支柱と、
   前記第１支柱および前記第２支柱を相対回動可能に連結する第１連結部と、
   前記第２部位と第２関節を介して連結された第３部位に沿って取り付けられる第３支柱と、
   前記第２支柱および該第３支柱を相対回動可能に連結する第２連結部と、
   前記第１支柱と前記第２支柱とを連結する前記第１連結部を開閉駆動する第１駆動装置と、
   前記第２支柱と前記第３支柱とを連結する前記第２連結部を開閉駆動する第２駆動装置と、
   前記第１駆動装置および該第２駆動装置による前記第１連結部の角度および前記第２連結部の開閉駆動と関連して、前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位をそれぞれ屈曲あるいは伸展させる動作に関与する筋肉に電気的刺激を与えるための信号を出力する電気的刺激付与部と、
   を有し、前記生体の第１部位および前記第２部位の屈曲あるいは伸展動作、および前記第２部位および前記第３部位の屈曲あるいは伸展動作を支援するための生体運動支援装置であって、
   前記第１連結部の角度および第２連結部の角度をそれぞれ検出する角度検出部と、
   予め設定された目標動作における前記第１連結部の角度および第２連結部の角度の目標値と該角度検出部によって検出された実際の第１連結部の角度および第２連結部の角度とのそれぞれの偏差に基づいて前記第１駆動装置および第２駆動装置のそれぞれの出力を制御するフィードバック制御部を有すること
   を特徴とする生体運動支援装置。
7. 前記第１部位は生体の下腿であり、前記第２部位は生体の大腿であり、前記第３部位は生体の腰部であり、前記第１関節は生体の膝関節であり、前記第２関節は生体の股関節であること、
   を特徴とする請求項６に記載の生体運動支援装置。
8. 前記生体の第１部位および第２部位、および前記生体の第２部位および第３部位のそれぞれの屈曲あるいは伸展動作は歩行運動に伴うものであること
   を特徴とする請求項７に記載の生体運動支援装置。
9. 前記第１駆動装置および前記第２駆動装置は、それぞれ前記第１部位乃至第３部位のいずれかの前方側に設けられ、
   前記第１連結部および前記第２連結部は、それぞれ前記第１駆動装置および前記第２駆動装置により、リンク機構を介して開閉駆動されること
   を特徴とする請求項７または８に記載の生体運動支援装置。
10. 前記リンク機構のそれぞれは、前記第１連結部および前記第２連結部のそれぞれが対応する前記第１関節および第２関節の可動範囲よりもその動作範囲が制限されること
    を特徴とする請求項９に記載の生体運動支援装置。
11. 前記第１支柱および前記第２支柱には、それぞれ下腿および大腿の前方側にカフが設けられていること
    を特徴とする請求項７乃至１０のいずれか１に記載の生体運動支援装置。