TWI262119B - Device and method for power-assisted control and postural recovery apparatus - Google Patents

Description

1262119 狄、發明說明： c發明所屬之技術部域】 發明領域 、、本發明係有關於動力輔助控制装置、動力輔助控制方 去及整復裝置，特別是適於制在大腿料折等患者之下 肢進行整復治療時所使用之整復裝置。

【先前J 發明背景 ^折或脫臼時，為了要治療該等症狀會進行整復治 =、°這今^在進行整復治療時，醫師或整復師等進行整復 、療的人係以自己的力量對患者的腳等進行伸縮、彎曲、 或扭轉等各種動作。 …而’要對患者的料行各軸作必減費相當大的 15 20

礼，且會迫使醫師或整復師體力勞動，因此—天之内可 苑仃整復治療的患者很少。

罢 h 、，〜W问題之第10圖所： 第圖所不，3亥關節物理學療法機器1具有： 腿:=板2、將患者-大腿部支持成向上細 ^ ϋ 符刚述患者a之腳踝並將下腿部 軸方向拉引之拉引機構 下腿部e之長輛方向及可把持頸骨頭部部位❹ 八。++直％轉之旋轉機構5(參照曰本 么開公報特開^_5_號公報）。 該關節物理療法機器 a之狀苗糸糟使拉引機構4作動而偵 a之膝盍伸縮，並藉使 轉钱構5作動而可將膝蓋左右4 6 1262119 …、、而，習知之關節物理療法機器丨只能對患者&之膝莫 作伸鲕動作及左右之搖動，不能提供整復治療。 夕即’在整復治療時，❺了對患者之下肢作伸縮動作之 外，特別是扭轉運動進行相當頻繁。又，也常要求要進行 =此之外的動作，即，對下肢往上下左右方向之移動動作、 ，者對腳躁進行之各種動作，而這些動作仍然是醫師或整 '巾等要使用自己的力，而且還包括助手，必須由多數人 進行。 因此，可全部使用機器來進行該等醫師或整復師要使 用自己力量進行之整復動作的整復裝置正逐漸開發。 然而，使用整復裝置進行整復治療時，係對腳踝進行 動作。因此，施加在腳踝之全部的力量則不會作用到患者 之腳到腹股溝之下肢的全體，而必須作微小的調整。故仍 需要有在如此狀況下，實際由醫師或整復師進行整復時， 可實際接觸患者之下肢之方法。 然而，醫師或整復師等在整復治療時對患者的腳施力 時，必須作用大約294N(30kgf)左右之力。此時，如前所述， 需要醫師或整復師與助手等多數人之力。 因此，本發明人開發了可在整復裝置中輔助醫師或整 復師施力之作用，即，動力辅助控制之技術。然而，進行 動力輔助控制時，至少需要2個感測器。 即，在整復治療中，採用具有動力輔助控制機能之整 復裝置時，必須計測該整復治療中存在之力。該力可以視 為由整復裝置所施加的「正施加於患者的腳（以下稱為患足) 1262119 之力」，及醫師或整復師等由外部施加的「業已對保持患足 之構件（革化）施加之力」。 根據本發明人的了解，要分別計測該等2種力則需要由 2個力感測器來分別計測。然而，由於這種力感測器價錢極 5為昂貴，因此設置於裝置之力感測器宜為最小化。又，目 耵亦迫切需要開發可由1個力感測器來計測前述之2種力之 技術。 因此，本發明之目的在於提供一種可藉由僅在裝置構 成上a又有1個力感測态來算出2種力，並且使驅動系統驅動 0以輔助來自外部之力之動力輔助控制裝置及動力辅助控制 方法。 又，該發明之其他目的係提供一種可進行要整復患者 之下肢所需要之動作，並且進一步可輔助施行技術者進行 之整復作業’並可維持安全性，且可使施行技術者進行之 15整復作業容易化之可進行動力輔助控制之整復裝置。 【福?^明内容：】 發明概要 為達成前述目的，本發明之第1發明係一種動力輔助控 制装置’包含有··可檢測作用於對象物之力，並且檢測點 20為1處之力檢測機構；使力作用於前述對象物之驅動機構； 用以控制前述驅動機構之開/閉之切換機構；及用以控制前 述驅動機構並可與前述力檢測機構之間進行資料通訊之控 制機構’並且該動力輔助控制裝置構成為以前述力檢測機 構在W述切換機構將前述驅動機構切換為開狀態之時間點 1262119 所計測之力為檢測基準，來計測由外部作用於前述對象物 之結果之力，且該動力辅助控制裝置可藉由前述驅動機構 將輔助力作用於前述對象物以減少前述所計測之力與前述 檢測基準之差。 5 本發明之第2發明係一種動力輔助控制方法，係使用檢 測點為1處之力檢測機構來檢測作用於對象物之力，並當由 外部將力作用於前述對象物時，藉由前述可與力檢測機構 之間進行貢料通訊之控制機構，且以前述力檢測機構在用 以控制驅動機構之開/閉之前述切換機構將驅動機構切換 10 成為開狀態之時間點所計測之力作為檢測基準，計測由外 部對對象物作用之結果的力，然後藉前述驅動機構使輔助 力作用於前述對象物以減少前述所計測之力與前述檢測基 準之間的差。 本發明之第3發明係一種整復裝置’包含有動力輔助控 15 制機構，且該動力輔助控制機構具有：可檢測作用於對象 物之力，並且檢測點為1處之力檢測機構；使力作用於前述 對象物之驅動機構；用以控制前述驅動機構之開/閉之切換 機構；及用以控制前述驅動機構並可與前述力檢測機構之 間進行資料通訊之控制機構，並且該動力輔助控制裝置係 20 構成為以前述力檢測機構在前述切換機構將前述驅動機構 切換成開狀態之時間點所計測之力為檢測基準，來計測由 外部作用於前述對象物之結果之力，並且可藉由前述驅動 機構將輔助力作用於前述對象物以減少前述所計測之力與 前述檢測基準之差。 1262119 本發明中，宜構成為使驅動機構作用於對象物之力作 用直到由來自外部之力作用於對象物之結果係由力檢測機 構（力計測機構）所計測出之力與前述檢測基準（計測基準） 之間的差大約為〇。 5 本發明中，力檢測機構係典型的可檢測作用於並進3 軸方向及旋轉3轴方向之力之6轴力感測器。 本發明之技術思想並非限定於前述之組合者，也包含 可適當、任意組合前述之多數發明而實現之技術思想。 圖式簡單說明 10 第1圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中之整 復部之透視圖。 第2圖係藉由本發明之一實施型態之整復裝置中之整 復部可對患者之下肢進行之動作之說明圖。 第3圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中之整 15 復部之分解透視圖。 第4圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之第3驅動機構之包含部分截面之透視圖。 第5圖係說明本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之位於下肢轉動方向之機器安全開關之分解透視圖。 20 第6圖係說明本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之位於下肢伸縮方向之機器安全開關之分解透視圖。 第7圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之控制部者。 第8(A)、（B)圖係說明本發明之一實施型態之動力輔助 10 1262119 控制之圖表。 第9圖係顯示本發明之 & 行仿樣内插驅動抻m之整復裴置中之進 表。 找道《度檢驗料之結果之圖 5 10 弟10圖係f I ; 【貧施冷武1°技術之關節物理學療法機器。 發明實施之最佳態樣 二下’參照圖式說明本發明之—實施型態。 弟1圖係顯示該實施型態之整復部。再者 之整復裝置係由稱作整復Μ實U 部之控制之控制部所構广人之整设心及進行該整復 (整復部） 如第1圖所*，該實施型態之整復部係用以對患者κ之 下肢ία施行整復治療者，並且具有可支擇應該整復下肢κι 15之患者K之至少下半身之支持台5〇。患者κ在第2圖 中亦有 所示。 直線形成之搖動臂52在大略水平面上可搖動自如地安 I於支持台50。詳言之，第3圖所示之安裝平台53係藉由螺 栓安裝於支持台50，且搖動臂52在基端部係藉支持銷53A 20 而可搖動自如地安袭於該安裝平台53。

又’搖動臂52之基端部附近螺合有定位螺栓52A，並且 該螺栓52A之頭部插通於形成於安裝平台53之弧狀導溝 53B。即，在放鬆該定位螺栓52A之狀態下使搖動臂52在所 期望之位置搖動’並且定位完成後則再次將定位螺拴52A 1262119 才全入。 搖動臂52之驅動-即搖動係由醫師或整復師進行之手 動操作、或者省略圖式之臂驅動機構（又，僅為作為驅動源 之馬達，第7圖所示之「參照符號120」）。若是藉由該臂驅 5 動機構使搖動臂52之搖動動作自動進行的話，則宜將前述 之定位螺栓52Α換成電磁夾頭（未圖示），並且搖動臂52之定 位及其解除亦可自動化。

再者，如第1圖所示，設有覆蓋安裝平板53及搖動臂52 之盍55Α、55Β，並在該蓋55Α上形成用以避免與定位螺栓 10 52Α之間的干涉之弧狀孔55C。 如第1圖及第3圖所示，搖動臂52之自由端部固著有支 持平板56。該支持平板56設有使在搖動臂52之床板上之搖 動容易^腳輪56A、及用以將搖動f52停止、固定在任意的 位置之^•止$56Β。支持平板56亦由第1圖所示之蓋瑪蓋 15 著。

了时568右疋在藉臂驅動機構使搖動臂52之搖動 作自動進行之型態中，則隨著將定位螺栓ΜΑ等換成電磁 i圖τ)而換成可自動進行搖動臂52之目定及其解除 機材。 20 搖動臂52之 下腿支持台58。 水平面搖動者。 正上方配設有用以支持患者K之下腿K2之 搖動臂52係用以使該下腿支持台58在大略 別乐1圖及第3圖所示，該敕 在大略水平之轴1 W具有使下腿i 移動-即旋轉之第1可戴 12 1262119 驅動機構之馬達 及可旋轉驅動該第1可動檯61之作為第 62 〇 又，整復部5具有用以使下腿支持台π朝大略垂直方向 移動之第3可動檯料、用以驅動該第3可動檀μ之第3驅動機 構65、用以使下腿支持台58朝大略水平方向移動之第2可動 棱67二及用以驅動該第2可動檯67之第2驅動機構68。 前述之搖動臂52、第1可動檯61、第2可動檯67、第3 可動檯64及下腿支持台观以預定的順序_步步地安裝於 支持台5〇。該實施型態中，係以搖動臂52、第3可動檯64、 10第2可動檯67、第丨可動檯61及下腿支持台％之順序一步步 地安裝，下部支持台％係安裝於為該最後順序之第】可祕 6卜 主 冉君，搖動臂52及各可動

Ml女裝順序係 不限於一實施型態而係可做適當變更^ 15 由於前述之搖動臂52係毅使第旧及第2圖所示之患 者K之下肢IU進行左右（箭頭χ方向）移動動作-即搖動= 作又使I腿支持台58對應且放置於患者^左腳或右腳。 又，弟1可動檯61係用於對患者κ之下肢K1進行扭 (則頭R方向)動作，第2可動檯67係對同下航1進行往前 20 (箭頭Y方向）之移動動作_即伸縮動作，第河動馳係 對同下肢幻進行上下（箭頭z方向）移動動作。 、 說明支持患 机％刚述之各個構成要件。首先 者Κ之至少下半身之支持台5〇。 即’如弟1圖所示，支持台5G具有：為裝置之基體部之 13 1262119 基部70、下端部固定於該基部70上之腳部50A、及安裝於該 腳部50A之上端部且可載置患者K之臀部之載置部50B。該 載置部50B設有緊貼於患者K之股間之支柱50C以防止患者 K在整復治療中移動。 5 基部70設有用以搬送該整復裝置之夾頭70A、及用以停 止、固定業已搬送到任意位置之裝置之停止器70B。 接著，說明可使下腿支持台58在大略水平之軸線60之 周圍移動-即可使患者之下肢K1進行扭轉動作（箭頭R方向） 之第1可動檯61與馬達（第1驅動機構)62、以及其周邊之構 10 成。 如第1圖、第3圖所示，第1可動檯61係形成圓盤狀，並 且安裝於馬達62之輸出軸(後述）。下腿支持台58係依序透過 活動接合部72及中繼平板73而連結可動檯61。 安裝於下腿支持台58與第1可動檯61之間之活動接合 15部72具有··可在大略水平之軸線之周圍移動自如-即旋轉自 如之接合部構件72A、及與該接合部構件72A—同構成活動 接合部72，並可於大略垂直之軸線周圍移動自如-即旋轉自 如之第2接合部構件72B。 中繼平板73之前端部形成有圓形座73入，並且第2接合 P構件72B之下端部嵌著於該座73A。又，中繼平板73之後 段部73B嵌著於第1可動檯61。 其次’說明用以使下腿支持台58於大略垂直方向移動_ 二用^以對患者之下肢K1進行上下（箭頭Z方向）移動動作之 第可動檯64與第3驅動機構65、以及其周邊之構成。 14 1262119 如第i圖所示，安裝於搖動f52之自由端部之支持平板 56上立設有導引構件75。第3可動檯64係可在上下（箭頭2方 向）方向移動自如地安裝於該導引構件75。 詳言之，如第3圖所示，中間構件79係可上下移動自如 5地安裝於導引構件75，並且昇降構件77係可對該中間構件 %上下移動自如地安裝著。第3可動檯64係搭栽於該昇降構 件77之上端部。 更具體而言，於中間構件76之一側面固定設置執條 76A，且藉固定設置於導引構件75之側面之滑車乃a來導引 10該執條76A，藉此可朝上下導引中間構件76。 又，雖未圖示，但在中間構件76之另一側面以及與前 述側面對向之昇降構件77之側面亦設有相同的執條及滑 車，而可朝上下導引昇降構件77。 如3圖所示，導引構件75及昇降構件77之互相對向面分 15 別設有齒條75B ' 77B。而且，設置於中間構件76之小齒輪 76B係與該等齒條75B、77B咬合。藉此，可構成所謂的倍 速機構。 支持平板56上立設有滾珠螺桿79，且，該滾珠螺桿係 旋轉自如地受支撐。另一方面，中間構件76内設有滾珠螺 20 桿螺帽80，且滾珠螺桿79係螺合於該滚珠螺桿螺帽80。大 徑的齒形帶車82A係嵌裝於滾珠螺桿79之下端部。 該齒形帶車82A之附近配設有馬達83，並於該馬達83 之輸出軸上嵌著有小徑的齒形帶車82B。而且，兩齒形帶車 82A及82B有齒形帶82C圈繞著。 1262119 第3驅動機構65係如上述所構成。々 在该等構成中，葬作 動馬達83來旋轉驅動滾珠螺桿79，n ^ 且與該滾珠螺桿79螺人 之滾珠螺桿螺帽80會朝上方或下方敌4 t杆π系口 万移動，且蛊 螺帽80—體結合之中間構件76會上下移動^ μ澴珠螺才干 於是，設置於該中間構件76之小 輪76Β會沿英莫3丨嫉 件75之齒條75Β而在咬合狀態下榦叙 有守刃偁 得勒，具有與該小齒輪76Β 咬合之齒條77Β之昇降構件77則可昇降。大/〗w輪76Β 64會上下移動，完成下腿支持檯56之移動。^ σ動檯 再者’第3可動檯64、繼而下膙* ίο

k支持台58可對昇降構件 77往左右（箭頭X方向）移動。即，如 ^ ^ 弟3圖所不，執條85A朝 左右沿伸安裝於昇降構件77之上端部。而且，第3可動⑽ 之下面岐有移動滑車85B，該移動滑車⑽係可移動自如 地卡合於執條85A。

再者，如第1圖所示，設有覆蓋上述之第3可動倾及 15第2驅動機構65之蓋87〜9〇。又，於覆蓋第3可動倾之蓋^ 形成有可使移動滑車85往返移動之開口 87A。又，主要覆蓋 昇降構件77之蓋88係對主要覆蓋固定側之導引構件^蓋 89可在上下方向移動。 接著，說明用以使下腿支持台58朝大略水平方向移動_ 2〇即對患者之下肢幻進行前後（箭頭γ方向）之移動動作-也就 疋進仃伸縮動作之第2可動檯67及第2驅動機構68、以及其 周邊之構成。 ' 該第2驅動機構68係由第4圖所示之直線驅動裝置所構 、第圖係去除第2驅動機構具有之蓋而顯示内部構造 16 1262119 者。如圖所示，該第2驅動機構具有：高剛性之截面u型之 外執93、配置於該外軌93之中空部内且在兩端隔著軸承可 旋轉自如地安裝於外軌93之滾珠螺桿94、及包含螺合於該 滾珠螺桿94之滾珠螺桿螺帽（未圖示）之内側滑車％。第2可 動檯67係藉螺栓而與該内側滑車95之上面連結。

在外執93之一端設有馬達97(第1圖及第3圖中皆有圖 示）。該馬達97之輸出軸嵌著有小徑之齒形帶車97A。又， 滾珠螺桿94之一端部係透過藕合器而連結大徑之齒形帶車 98，並且兩齒形帶車97A及95圈繞有齒形帶99。 外軌93之内側面係一側各形成有如2條橫跨全長之滾 珠轉送溝93A。於内側滑車95設有具有對應於該等滾珠轉送 冓93A之載重滾珠轉送溝之循環環路，並且該各個循環環路 中配列、收容有多數之滾珠1〇〇。 1 第2驅動機構68係如上所構成者。在前述構成中，係藉

15馬達97的作動而旋轉驅動滾珠螺桿94，並且具有與該滾珠 螺桿94螺合之滾珠螺桿螺帽之内側滑車％會移動，、而^該 内側滑車95連結之第3可動檯67則移動。藉此，可進訂腿 支持台58往大略水平方向之移動。 20 該整復裝置係以前述為止所說明 進一步附加有後述之構成。 之構成為主要構成， 人即’如帛1圖及第3圖所示之具有活動接合部72之之接 S部構件72A(可移動自如-即旋轉自如於大略水平之軸線 之周_，内設有可作為使該接合部構件72A於其旋轉中 心車由線周圍旋轉之第4驅動機構之中空馬賴2。又，該接 17 1262119 合部構件72A與構成活動接合部72之第2接合部構件72β(可 · 移動自如-即旋轉自如於大略垂直之轴線之周圍）中，内設有 — 作為可使該第2接合部構件72B於其旋轉中心軸線之周圍旋 轉之第5驅動機構之中空馬達1〇4。 5 在前述構成中，下腿支持台58係藉由使中空馬達1〇2 作動而可朝箭頭Q所示之方向移動。即，可對患者之腳踝 K4進行前後之彎曲動作。又，若使其他中空馬達1〇4作動， 下腿支持台58會朝箭頭P所示之方向移動，藉此，可對患者 之腳踝K4進行左右之搖動動作。 · 10 然而，如第1圖及第3圖所示，下腿支持台58係形成適 當大小的檯狀以可承載保持患者之腳K3與下腿K2之下部 側。 · 又，如第3圖所示，該下腿支持台58可視需要來安裝可 _ 沿下腿K2之長向伸縮自如且自由裝卸之輔助檯1〇6_即辅助 15構件。該輔助檯106設有一對桿i〇6A，並藉將之插入形成於 下腿支持台58之套管58A，則可伸縮自如且自由裝卸。 再者，第3圖中，參照標號108係業已由套管58A之側面 修 栓入以鎖固桿106A之附有把手之螺絲構件，參照標號u〇 係$又置於下腿支持台5 8之端部以抵接患者κ之腳底之腳底 、 2〇柢接部（抵接患者K之腳底），參照標號ill係作為用以固定 患者κ之下腿K2之固定機構之帶。又，輔助檯1〇6亦設有作 為用以固定患者K之下腿(K2)、在此係固定下肢尺丨之固定 ·

機構之帶106B 搖動臂52係作成可伸縮。具體而言，如第1圖及第3圖 18 1262119 所示，搖動臂52係由基體側之第1臂52C與自由端侧之第2 臂52D所構成，該等第1及第2臂52C、52D係互相在長向上 導引地結合。又，如第1圖清楚所示，覆蓋該搖動臂52之蓋 55B亦同樣係由互相在長向上導引地結合之第1蓋558丨與 5 第2蓋55B2所構成。 接著，第2臂52D及第2蓋55B2在沿著長向互相對應之 位置上以等距設有螺栓插通孔52D1(又，有關形成於第2蓋 55B2之螺检插通孔令略參照標號），並且螺检μ插通於該等 螺栓插通孔。又，第1臂52C及第2蓋55B1形成對應於各個 10螺栓插通孔之螺絲孔52C1及55B12 ’且該各個螺栓54可與 該等螺絲孔52C1、55B12螺合。 即，放鬆各個螺栓54後可解除與各螺絲孔52c卜55B12 之螺合狀態，並使第2臂54D及第2蓋55B2對第1臂52C及第1 蓋55B1移動，而使搖動臂52及蓋別之全體伸縮成所期望 15之長度，並在該狀態下，再次將各個螺检娜進各螺絲孔 55C1、55B12而固定。 20

再者，搖動臂52之伸縮並不限於上述之手動方式，亦 可為自動化。雖無具體圖示，但舉例而言，藉由設置如第4 圖所示之滾珠螺桿機構與使該滾珠螺桿機構作動之馬 驅動機構所構成之f伸縮機構則可輕易實現。 “讀…中設置有在整復患者κ之下肢幻時， 限制傳達力而不會由裝置對下肢施加多餘之力之機構。 機構完全係機械構造，發明人稱此為機 說明該機料，關之構成。 19 12621i9 再者，該機械安全開關在該實施型態之整復裳置中咬 :用以使患者K1作扭轉動作(箭頭R方向)之驅動部:及作伸 =動作（前頭γ方向）之驅動部’再者，進行其他動作-即進行 下肢幻之左右移動動作(箭頭x方向)、上 方向）、腳踝K4之前後彎曲_箭頭Q方向）、及i=搖 ^動作（箭頭P方向）之驅動部亦可視需要而設置前述機械安 全開關。

—第5圖係為使下肢K1進行扭轉動作（箭頭r方向）而設置 於第1驅動機構62之動力傳達系統之機械安全開關。 1〇 第5圖巾，用以使下腿支持台柯參照第i圖及第3圖）在

水平之軸線(60)之周圍移動之&可動檯61係形成圓盤狀， 且固著於用以驅動該第1可動檯61之第i驅動機構之馬達62 之輪出軸62A。又，形成一為第！可動檯61之旋轉中心並且 與馬達62為相反側之圓柱狀突部61A，且該突部61八係可旋 15轉自如地嵌合於設置於中繼平板73之軸承部73C。藉此，中 繼平板73可對第1可動檯61旋轉自如。 第1可動檯61在偏離其旋轉中心之位置形成有朝半徑 方向伸長之截面長圓形之貫通孔61B。另一方面，中繼平板 73在對應於該貫通孔61B之位置形成有貫通之螺孔73E。而 20且於該螺孔73E螺合有調整螺絲74A。該調整螺絲74A之螺 絲部前端側配置鋼球74B，並且該鋼球74B可移動自如地嵌 插於螺孔73E。 又，調整螺絲74A與鋼球74B之間縮設有螺旋彈簧 74C。藉此，可賦予鋼球74B勢能而以預定之推壓力對貫通 20 1262119 孔61B推壓。再者，貫通孔61B之寬度大小係設定為小於鋼 球74B之直#，鋼球74B則不會進入貫通孔mb。 在上述構成中，使下肢K1進行扭轉動作（箭頭R方向） 時，來自馬達62之驅動力輔助控制裝置會依序經由第丨可動 5檯6卜鋼球74B、中繼平板73、…而傳達到下腿支持台％。 然而，若對下肢K1施加往扭轉方向之多餘的力時，鋼球74b 會抵抗螺旋彈簧74C之勢能而解除與貫通孔61β之卡合狀 態，而不能傳達動力。此時之「多餘的力」可由調整螺絲 74A之鎖入量而預先調整。 1〇 ^接著，根據第6圖說明設置於來自用以使下肢Ki進行伸 鈿動作(箭頭Y方向）之第2驅動機構68(參照第4圖）之動力傳 達系統之機械安全開關。 如第6圖所示，在用以使下腿支持台兄(參照第1圖、第 Μ :圖)在大略水平方向移動之第2可動檯67與第2驅動機構⑽ ’、傷之内側滑車95之間安裝中間平板96，該中間平板％係 固定於内側滑車95之上面。 於中間平板96之上面側，例如2支導引軸96A係配置成 在内側滑車95之移動方向上平行且加·定。移動滑車67a 2〇係固定設置於第2可動檯67之下面側，並且移動滑車67A係 "移動自如地卡合於導引軸96A。藉此，第2可動擾67可對 内側滑車95及中間平板％在内侧滑車95之移動方向上自由 往返。 於中間平板96形成有朝左右方向（箭頭χ方向）伸張之 截面長圓形之貫通孔96B。另—方面，在第2可祕67上對 21 1262119 應於違貝通孔96B之位置形成有貫通之螺孔67B，並且該螺 孔67B螺合有調整螺絲92A。 又’於該調整螺絲92A之螺絲部前端側配置有鋼球 92β ’並且該鋼球92B係移動自如地嵌插於螺孔67B内。調 5整嫘絲92Α與鋼球92Β之間縮設有螺旋彈簧92C，藉此，可 賦予鋼球92Β勢能而以預定之推壓力將之推壓到貫通孔 96Β。再者’貫通孔96Β之寬度尺寸係設定小於鋼球92Β之 直徑，鋼球92Β則不會進入貫通孔96β内。 在如此構成中，係當使下肢K1進行伸縮動作（箭頭丫方 10向）時，來自馬達97(參照第4圖等）之驅動力會依序經由内側 滑車95、中間平板96、鋼球92B、第2可動檯67、…而傳達 到下腿支持台58，但若是對下肢&1施加伸縮方向之多餘的 力時，鋼球92B會抵抗螺旋彈簧92C之付勢力而解除其與貫 通孔96B之卡合狀態，變成不傳達動力。此時之「多餘的力」 15係可藉由調整螺絲92A之栓入量作預先調整。 (控制部） 其次，說明用以控制整復部5之一實施型態之控制部。 第7圖係顯示該控制部。 如第7圖所，言亥實施型態之控制部具有··用以控制系 統全體之控制單元II3、構成可在對下肢Km行各種動作時 檢測施加於下肢K1之力之個體的力感測器m、用以顯示由 該力感測器114所檢測出之力之力顯示部115、及可搬運之 操作箱117。 又，控制單疋113係隔著驅動器118而連接有前述之臂 22 1262119 驅動機構具有之馬達120、及第丨〜第5驅動機構具有之各個 馬達62、97、83、102、1〇4。 又，該控制單元113係具有由CPU(中央運算處理裝置） 與ROM及RAM等記憶體所構成之資訊處理部、及辅助記憶 5部而構成之。而且，如此構成之控制單元113係儲存有以即 時OS為基之應用處理程式而構成之。 又，以該控制單元113中的即時OS為基係為了確保即時 性，而組合使用者作業或即時作業等的各種作業，然後進 仃例如藉由1kHz之控制迴路來控制整復部5之種種處理。 10又，該控鮮元113中，係利用資料來供給由力感測器所算 出之力的計測。 其次，况明丽述構成之整復部5之作用。如第丨圖所示， 對患者K之下肢施彳丁整復治療時，係在使患者〖仰臥之狀態 下將其下半身載置於支持台50之載置部50B，並以適當的棱 15 (未圖不）來支撐上半身。然後，使患者&之下腿K2及腳K3 載置於下腿支持台58，並以帶U1來固定下腿κ2。 其次，因應應進行之整復治療内容來適當操作操作箱 117，並驅動搖動臂52、第丨〜第3可動檀61、67、料、或活 動接合部72之接合部構件72Α、72β。即，如第2圖所示， 20使下肢K1朝左右（箭頭X)方向移動時，係使搖動臂52朝X方 向搖動。 使下肢進行扭轉（箭頭R方向）時，係旋轉第丨可動檯 61。使下肢K1朝上下（箭頭z)方向移動時，係上下驅動第3 可動檯64。又，使下肢〖丨進行前後（箭頭γ)方向伸縮時，係 23 1262119 使第2可動檯67朝前後驅動。 進一步，要將腳踝K4朝左右（箭頭p方向）搖動時，係朝 同方向旋轉驅動活動接合部7 2之下側的第2接合部構件 72B。又，將腳踝K4朝前後彎曲（箭頭Q方向）時，:朝同方 5向旋轉驅動活動接合部72之上側的接合部構件72八。 接著，以上說明中，係構成為藉由醫師等來操作本發 明人稱純學懸掛式独盒的操作箱117而作動各個馬 達，藉此此可驅動搖動臂52等而朝適當方向移動患者κ之下 肢 ία。 # ° 然而另方面，醫師等以自己的力量來移動下肢Κ1 並且是在最適合施行整復治療的狀況下，則必須要使裝置 識別該狀況。該情況是即使醫師f想要移動患者κ之下纟 幻，具有各個馬達之驅動系統的保持力也㈣礙。因此， 則採用了如下構造。 15 即’前述之力感測器114係構造成可檢測6軸之各方向 (箭頭乂 +冗^狀之各方⑴之任一方向之力^如 可檢測由醫師所施加的力.即來自外部之力。而且，該力感 測器114所測出之計測值係作為數值資料而供給到作為控 制部之控制單元113。 2〇、如第1圖及第3圖所示，該力感測器m係安裝在形成於 — 活動接合部72具備之接合部構件Μ之座部韻 、與形成 於下腿支持台58之腳底抵接構件11〇之背面之座部舰之 間。 ， 另-方面’如第7圖所示之操作箱Η?設有一開關可在 24 1262119 f由各個馬達將下肢K1移動成所«的“的㈣、胖 自己的力量將下肢K1移動成最適合整復治療的航 換而其控制也不同。 制早70113會隨著該切 5 、若是藉由各個馬達之作動將下肢K1移動成所期望的型 二寺’則如前所述進行控制，若是切換成蝴師自己的 、夏將下《1移動成最適合整復治療之狀況的型態則如下 述進行控制。 (動力輔助控制） ·

10 H 即，若是醫師等要將下肢幻朝任意方向移動，該方向 之力會仙於力感· 114，該力感測II m可檢測該力的 方向。 々此時，控制單元113將對應於該方向之馬達朝減少醫師 15等所施加之力的方向驅動，並在力感測器114檢測之力為0 之時間點停止馬達。以下具體說明該等動力輔助控制驅動。 該實施型態之動力輔助驅動方式係當力感測器114檢 0 冽出由醫師等施加到患者之腳&3之力時，則藉由進行比例 控制之正回饋調整出任意之位置姿勢之驅動方式。 其中’首先醫師等使力作用於對患者之腳K3、因應需 2〇 要而穿著靴子狀態之腳K3時，在力感測器114中，係可檢測 · 貫際上正作用於患者之腳之力之「正作用於腳K3之力」、以 及由醫師等由外部作用之力「施加到腳K3之力」之向量合 叶。在動力輔助控制中，檢測醫師等由外部施加於腳尺3之 力是必要的。然而，要檢測「施加到腳K3之力」卻很困難。 25 1262119 因此，在該實施型態中，可藉由設置於整復裝置之1 個力感測器114榻取在動力輔助控制之開始時間點檢測之 檢測基準、以及與力感測器114之計測值之間的差_即輔助 對象力。 5 即，首先由醫師等踩踏第7圖所示之腳踏開關pi以開 始動力輔助控制（第8A圖中，①是開開關時間點）。此時， 藉由控制單元113在踩踏瞬間之時間點之力感測器114之值 設定為輔助對象力之原點-即檢測基準，並對該輔助對象力 之原點測定該時間點以後之變化。再者，由該力感測器114 10 所測出之計測值係以第8 A圖中實線所示。 藉此，可檢測輔助對象力並可排除患足自身重量的影 響。再者，力感測器114之計測值為0 (N)-也就是力感測器丨i 4 之真正的原點係記憶於控制單元113。 然後，由醫師等在整復治療必要之範圍内以人力作用 15 到腳K3。接著，在由該醫師等施加人力之階段，力感測器 114所測出之計測值有大幅的變化（第8A圖中，②是施力之 時間點）。 在該時間點，輔助對象力係設定該醫師等的人力大小-即「施加到腳K3之力」。而且，藉由控制單元113供給信號 20 到驅動器118,並朝可減少檢測基準與該「施加到腳K3之力」 之差之方向，驅動馬達62、83、97、102、104、120中必需 之馬達以使對應於該輔助對象力作用到腳K3。藉此，預定 之驅動力可作用到腳K3。 又，如上所述，控制單元113中亦記憶有力感測器Π4 26 1262119 之真正的原點。因此，可由該真正的原點、力感測器114所 測出之計測值、以及如上述所設定之「業已施加到腳尺3之 力」的大小（第9A圖中，正在施加之力的部份），檢測本來 之目的之「正作用於腳K3之力」。 5 即，藉由檢測力之力感測器114，可檢測出「正作用於 腳K3之力」、以及「業已施加到腳K3之力」，並可達成2個 目的。 而且，在醫師等已將力施加到腳κ3之狀態下，藉由驅 動系統之馬達62、83、97、1〇2、104、120中之動力輔助控 10 制驅動必要之馬達，辅助力可作用於腳Κ3。 接著，在醫師等業已施力於腳Κ3之狀態下，當如前述 第8Α圖中之Α部所示般增加「正作用於腳Κ3之力」時，力 感測器114之e十測值（實線部）會漸漸增加。又，此時之力 感測器114之計測值之傾向可因應整復治療之狀況或醫師 15等的設定而變化，並可藉由使施加力之速度設定成所期望 的速度而可得到適應需要之速度。 而且，隨著力感測器114之計測值的增加，檢測基準與 力感測器114之計測值之間的差-即輔助對象力整體上會愈 來愈減少。而且，隨著該輔助對象力的減少，作用於腳K3 20 之驅動力也會減少。 然後，當輔助對象力持續減少而作用於腳&3之驅動力 減少時，由力感測器114測出之計測值會愈來愈接近檢測基 準。隨之，作用於腳Κ3之驅動會趨近於〇而到停止之方向。 且，如第8Α圖之C部所示，「正作用於腳〇之力」的增 27 1262119 =值ΓΓ加雜3之力」已平衡時，即力感測器⑴ 5達輔助原點(檢測基準)之階段，辅助對象力為 作料狐3之«力為0,並停止伽動作。 ±二卩使在辅助動作停止後亦可藉重踏腳踏開關121而繼 續前述之輔助動作。 、 在°亥只軛型恶中，係採用醫師離開腳踏開關121 後則解放驅動力，並停止辅助動作之態樣。即，當醫師等 操作者感到異常時，可立即使驅動停止。 、 藉由上述，可執行該實施型態之動力幸甫助控制驅動。 10又，在韵述說明中，由醫師等施加於腳3之力僅為單向，且 雖然輔助動作中之驅動力也是單向，但亦可使輔助動作中 之驅動力輔助控制裝置的方向反轉。此時之動力辅助控制 例係如第8Β圖所示。 如第8Β圖所示，在動力輔助控制中之輔助方向反轉 15時，則與前述之第8Α圖之情況相同，當醫師等朝一方之方 向對腳Κ3施力時，動力輔助控制產生作用。而且，若因應 整復治療之需要而醫師等逆轉施加人力之方向時，則與前 述之醫師放手之情況相同，力感測器114之計測值會暫時與 「正作用於腳Κ3之力」一致。 20 而且，在該情況下，輔助動作會作用於使檢測基準之 輔助原點與力感測器114之計測值之間的差之輔助對象力 減少之方向。 此時，如第8Β圖所示，輔助動作開始後’輔助控制之 驅動力的方向會反轉成與醫師等對腳Κ3施力之時間點（② 28 1262119 5 10 15 20 施力之時間點）中之力的方向相反之相反側的方向。即，輔 助對象力的方向會在中途反轉。 因此，輔助動作會朝返回輔助原點（檢測基準）之方向。 而且，在輔助對象已成為〇之時間點停止輔助動作。 又，醫師等踩踏腳踏開關121後則開動力輔助控制(第 8B圖中①是開開關時間點）。在該動力輔助控制已開之狀態 下，當醫師等放手而解放正施力於腳K3之力（第8B圖中③是 鬆力之時間點）時，在該時間點「正作用於腳3之力」的增 加里則視為檢測基準與力感測器ιΐ4之間的差，即視為辅助 對象力目此，恢復為踩踏腳踏開關時之狀態的結果 在安全的狀態下進行動作。 醫師執行之動力輔助控制，下肢K1只會移動 要移動的’並且當醫師等不施力時，可藉由驅動 系統(馬料)之保持力來轉停止”。 動 如上所說明，該勒 患者之安純，目_=細1轉方狀算法係可提升對 χ 1每 …用於其他醫療用途或建築用途。 又，该實施型態之整 前述之動力輔_動以、置中，基本的驅動方式除了 仿樣驅動方式之2種驅動二外’還安裝⑽驅㈣^ (仿樣内插驅動方式） 又，在該實施型態 樣内插驅動方式。设裝置中，亦可進—步採用仿 發送之控制點列巡視由^動方式雜由上位系統所 仿樣所内插之軌道之驅動。 根據該仿樣内插驅動 式，可在通訊量低之狀態下實

29 1262119 現暢通的執道。又，該仿樣内插驅動方式雖係以速度控制 來驅動，但由於該异法係在控制點更新時會經常修正之構 成，因此具有不會儲存誤差之優點。 (軌道精確度檢驗實驗） 5 本發明人係對該實施型態之整復裝置給予5個假想來 自上位系統之指令之控制點，並使用仿樣内插劃分5〇個區 域，並進行巡視總計251個點之驅動。 而且，本發明人藉由3次元位置計測裝置來測定該驅 動，並與以内插仿樣法所算出之座標相比較，求得其偏差。 10該結果顯示於第9圖。又，驅動速度係仿樣驅動之設計速度 上限，令之為l〇mm/s。 由第9A圖可知，並進的話偏差平均為〇 51(mm)，最大 為1.05(mm)。又，由第9B圖可知，旋轉的話平均為 2.16(mmd)。根據本發明之經驗及檢討，認為該偏差係以驅 15 動速度為比例而產生。 因此，可確5忍低速時驅動之機器人的位置控制精確度 相當精確且可提高整復裝置之性能。 (JOG驅動方式） JOG驅動方式係根據來自稱為教學懸掛式按鈕盒之操 20作相117之指示，並進軸可進行如每次i〇mm之進階動作、 旋轉軸可進行如每次6。之進階動作。再者，使用上位系統 時，亦可指定任意之驅動量。 (與上位系統之通訊） 其次，說明該發明之實施型態之與整復裝置之上位系 30 1262119 統通訊。 即，本發明人已提出上位系統與整復裝置之間可通訊 之廣用的通訊協定、以及可容易組裝到上位系統之通訊 API(Application Program Interface)。在此，該通訊協定可對 5 應客戶，並通過乙太網路(Ethernet)來進行整復裝置之控制 或整復裝置之狀態的接收。 又，上位系統其中之一亦可採用如大腿骨轉子間骨折 整復導航系統。藉由採用該導航系統，可即時掌握患者之 患部狀況，並可在算出整復軌道後給予整復部指示進行整 1〇復。藉此，可提高整復精確度並可大幅減少整復治療中之 醫師等的負荷量。 以上，雖已具體說明該發明之實施型態，但該發明並 不限定於前述之實施型態，而可根據該發明之技術思想作 各種變形。 15 例如，前述實施型態中所舉之數值不過是舉例，亦可 視需要而使用與該數值不同之數值。 舉例而言，可藉由具備用以驅動搖動臂52之臂驅動機 構120，不需要使用人力而可自動進行搖動臂52之搖動。 又，例如，藉由將搖動臂作成可伸縮，即使患者κ是小 2〇體型、大體型、大人、小孩哪種體格皆可適當伸縮搖動臂 52來對應。 又’舉例而言，藉由具有使搖動臂52伸縮之臂伸縮機 構’可自動進行搖動臂52之伸縮並可使人力達到最小限度。 又，例如，搖動臂52可使下肢Κ1進行左右移動動作、 31 1262119 第1可動檯61可使下肢K1進行扭轉動作、第2可動檯67可使 下肢Κ1進行伸縮動作，第3可動檯64可使下肢Κ1進行上下 移動動作。如此的構成係適合讓醫師等運用自如地進行整 復治療。 5 又’舉例而言，搖動臂52、第1可動檯61、第2可動檯 67、第3可動檯64及下腿支持台58亦可以預定的順序、如以 該實施型態中所記載之順序來依序安裝，並且該型態與使 各部獨立而個別組合之型態比較可使構成簡略化。 又’例如，下腿支持台58設有用以固定患者κ之下腿 10 Κ2之固定機構(如帶，因此，可由下腿支持台咒將力量 有效傳達到患者K的腳。 又，舉例而言，由於設置接合部構件72A、72B而可於 大略水平之軸線、或大略垂直之軸線之周圍自由移動下腿 支持台58，因此，可使腳踝K4進行往前後之彎曲動作及往 15 左右之移動動作。 再者，下肢Κ1及腳踝Κ4所進行之各種動作可分別單獨 進行，但亦可同時進行2種以上之動作。例如，藉由同時驅 動搖動臂52與接合部構件72Α、72Β，可對下肢&1進行左右 移動動作並可對腳踝Κ4進行前後之彎曲動作。 2〇 進一步，由於下腿支持台58設有可沿著下腿匕2之長向 伸縮自如且自由裝卸之輔助構件(輔助台106)，因此_般係 藉由將輔助構件安裳於下腿支持台58，且在伸展之狀= ==腿〇全體’故可減輕患者κ之負擔。χ，在進行乂光 攝心’可縮小或拆下輔助構件，而使輔助構件不會照到χ 32 1262119 又，由於吓队又锜台5S設有抵接患者K之腳底抵接構件 110 ,因此對下肢進行前後之伸縮動作時，或者對腳踝 =進行前後之彎曲動作或往左右之移動動作時，可施力於 再卿底王體’藉此’可防止對患者κ造成多餘的疼痛。 部5之搖動/述之實施型態中’雖顯示具有用以搖動整復 驅動機;之驅動機構（臂驅動機構），但可不需設置該 10 15 20 望的位置、，不°又置係藉由人力使搖動臂52移動到所期 以罝亚且定位。 再去 上 作業時所利於=裝置’亦可適木 助作用 钱為專、猎由檢測來自外部之力來輔 〈裝置。 外部二=突Tr作箱117係如第7圖所示般在 第7圏所示之在碰觸W之衣置:但_作箱117亦可採用如 同之作用之 &上顯不各種開關而進行與按紐相 用以停止穿置者’即使係該種構造，在緊急情況時 之突出^: 停止按㈣，碰觸面板外 助控制方法Γ可僅^康壯本毛明之動力辅助控制裝置及動力辅 種力，並可使㈣力感測器來計測2 碑予來自外部之力的勢能助可檢測來自外部之力並 叉，根據本發明之整籍 所需要之動作，進—步可乂，可進行整復患者之下肢 了辅助進㈣技術者進行之整復作 33 1262119 一維持安全性並使進行技術者之整復作業容易化。因此， 係力里不夠之進行該項技術者亦可維持安全性並對患 者進行充分的整復治療。 【_式簡單說弟1圖係顯示本發明 復部之透視圖。 明】之一實施型態之整復裝置中之整 10 弟2圖係藉由本發明之—實施型態之整復裝置中之整 设部可對患者之下肢進行之動作之說明圖。第3圖係顯示本發明之 復部之分解透視圖。 實施型態之整復裝置中之整

第4圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之第3驅動機構之包含部分截面之透視圖。 第5圖係說明本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之位於下肢轉動方向之機器安全開關之分解透視圖。 第6圖係說明本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之位於下肢伸縮方向之機器安全開關之分解透視圖。 第7圖係顯示本發明之一實施型態之整復裝置中所具 有之控制部者。

第8(A)、（B)圖係說明本發明 20 控制之圖表。 之一實施型態之動力輔助 第9圖係顯不本發明之—實施型態之整復裝置中之進 行仿樣内插驅動控制時之軌道精確度檢驗實驗之結果之圖表0 第1 〇圖係顯示f知技術之關節物理學療法機器 34 1262119 【主要元件符號說明】 1...關節物理學療法機器 56...支持平板 2...床板 5 6 A...腳輪 3...大腿部支持機構 56B...停止器 4...拉引機構 58...下腿支持台 5...旋轉機構 58A...套管 50...支持台 60...水平軸線 50A...腳部 61...第1可動檯 50B...載置部 61A...突部 50C...支柱 61B，96B···貫通孔 52...搖動臂 62...第1驅動機構(馬達） 52A...定位螺栓 62A...輸出軸 52C…第1臂 64...第3可動檯 52C1，55B12…螺絲孔 65...第3驅動機構 52D...第2臂 67…第2可動檯 52D1...螺栓插通孔 68...第2驅動機構 53…安裝平台 70…基部 53A...支持銷 70A...夾頭 53B...弧狀導溝 70B...停止器 54...螺栓 72...接合部 55A，55B，57,87〜90···蓋 72A...接合部構件 55B1...第 1 蓋 72A1...接合部構件座部 55B2…第2蓋 72B...第2接合部構件 55C...弧狀孔 73...中繼平板 35 1262119 73A...圓形座 93Α...滚珠轉送溝 73B...後段部 95...内側滑車 73C...軸承部 96...中間平板 73E...螺孔 96Α...導引軸 74A，92A...調整螺絲 1⑻…循環環路 74B，92B...鋼球 102, 104...中空馬達 74C，92C...螺旋彈簧 106...輔助檯 75...導引構件 106Α".桿 75A··.滑車 106Β，111 …帶 75B，77B…齒條 108…螺絲構件 76...中間構件 110…腳底抵接部 76A...軌條 110Α...腳底抵接部座部 76B...小齒輪 113…控制單元 77...昇降構件 114.··力感測器 79, 94...滾珠螺桿 115.··力顯示部 80...滚珠螺桿螺帽 117...操作箱 82Α，82Β，95,97Α，98·, ..齒形帶 118·.·驅動器 車 121...腳踏開關 82C，99…齒形帶 a...腳踝 62, 83, 97, 102…馬達 b...大腿部 85 Α β..軌條 c…下腿部 85Β...移動滑車 d...頸骨骨頭部分 87Α·.·開口 K··.患者 93...外執 K1...下肢 36 1262119 K2…下腿 Κ4...腳踩 Κ3…腳

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Claims (1)

12621抄3114436號專利申請产__1絲灰 .—4修正曰期：94年11月 娜，日f (/)正替換頁拾、申請專利範圍：—~ 1. 一種動力輔助控制裝置，包含有·· 5 力檢測機構’係構造成可檢測作用於對象物之變化 力，其檢測點為1處，且可檢測出從外部作用到該對象 物之力及實際上作用於該對象物之力； 使力作用於前述對象物之驅動機構； 用以控制前述驅動機構之開/閉之切換機構；及 用以控制丽述驅動機構並可與前述力檢測機構之 間進行資料通訊之控制機構； 10 二該動力輔助控制裝置係構成為：以前述力檢測機構 在則述切換機構將前述驅動機構切換為開狀態之時間 15 二占所计/則之力作為檢測基準，來計測由外部作用於前述 對象物之結果之力，且藉由前述驅動機構將輔助力作用 於前述對象物以減少前述所計測之力與前述檢測基準 之差。 土 2.如申請專利範圍第丨項之動力輔助控制裝置，係構成為 使丽述驅動機構作用於前述對象物之力作用直到計測 由外部對前述對象物所作用之結果之力與前述檢測基 準之間的差大約為〇。 20 3·如申巧專利範圍第1或2項之動力輔助控制袈置，1 处力檢測機構係可檢測作用於並進3軸方向及旋轉^軸 方向之力之6軸感測器。 4· 一種動力輔助控制方法，係使用檢測點為】處且可柃、、則 作用在對象物之變化力的力檢測機構來檢測作 ^ 38 1262119 5曰修(f)正: 'm 10 :之力’該力檢測機構係用以檢測從外部作用於該 邱你力及貝際上作用於該對象物之力者’當力從外 :用於_象物時’係、藉由構造成可與該力檢測機構 s:行資料通訊之控制機構，以控制驅動機構之開/ =这切換機構將驅動機構切換成為開狀態之時間 $ μ下力檢測機構所測得之力作為檢測基準，計測從 夕=作用於該對象物之結果的力，錢藉前述驅動機構 輔助力作用於該對象物， 二 述檢測基準之_^ “Μ述所計測之力與前 5.=申請專利範圍第4項之動力輔助控制方法’係使前述 ,、处對象物之力作用直到計測由外部 作用於前述對1 — 差大約為〇。之、，·。果之力與前述檢測基準之間的 6. 15 如申請專利範圍第4或5項之動力輔助控制方法，其中前 ^檢測機構係可檢測作用於並進3軸方向及旋轉_ 方向之力之6軸感測器。 -種整復裝置，包含有動力輔助控制機構 助控制機構具有·· 且該動力輔 力仏測機構，係構造成可檢測作用於縣物之變化 力’其檢測點為1處，且可檢測出從外部作用到該對象 物之力及實際上作用於該對象物之力； 使力作用於前述對象物之驅動機構； 用以控制前述驅動機構之開/閉之婦機構；及 用以控制前述驅動機構並可與前述力檢測機構之 20 1262119 化卡（I月U曰修(吏j正餐，：買 間進行資料通訊之控制機構； |且該動力輔助控制裝置係構成為： 機槿為1 Λ4力檢測 在“切換㈣將前述驅動機構切換相狀能之 =點所計測之力作為檢測基準，來計測由外部作料 」述對象二之結果之力，且可藉由前述驅動機構將輔助 力作用於前述對象物以減少前述所計測之力與前述檢 測基準之差。 40