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WO2012118143A1 - 歩行訓練装置及び歩行訓練システム - Google Patents

歩行訓練装置及び歩行訓練システム Download PDF

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Publication number
WO2012118143A1
WO2012118143A1 PCT/JP2012/055223 JP2012055223W WO2012118143A1 WO 2012118143 A1 WO2012118143 A1 WO 2012118143A1 JP 2012055223 W JP2012055223 W JP 2012055223W WO 2012118143 A1 WO2012118143 A1 WO 2012118143A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
wearer
walking
load
speed
walking training
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2012/055223
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
嘉之 山海
知広 林
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Cyberdyne Inc
University of Tsukuba NUC
Original Assignee
Cyberdyne Inc
University of Tsukuba NUC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
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Priority to CA2828420A priority patent/CA2828420C/en
Priority to JP2013502400A priority patent/JP5936233B2/ja
Priority to US14/003,231 priority patent/US20140058299A1/en
Publication of WO2012118143A1 publication Critical patent/WO2012118143A1/ja
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    • A61H2230/62—Posture
    • A61H2230/625—Posture used as a control parameter for the apparatus

Definitions

  • the present invention relates to a gait training device and system, and more particularly, a gait training device that operates in conjunction with a wearable motion assist device that assists or substitutes for a wearer's motion, and a walk that includes the wearable motion assist device and the gait training device. It relates to the training system.
  • a wearable motion assist device worn by a user (hereinafter referred to as “wearer”) is known (see, for example, Patent Document 1).
  • the motion assisting device includes a myoelectric potential sensor (biological signal detection means) that detects a myoelectric potential signal accompanying the muscle activity of the wearer, a joint angle detection means that detects angular displacement of each joint of the wearer, and a wearer.
  • a drive source such as a drive motor that applies torque as an assist force and a control unit that controls the drive source are provided.
  • the control means appropriately controls the drive motor based on the detection result by the myoelectric potential sensor and the detection result by the joint angle detection means, so that the torque suitable for the wearer's intention and suitable for the operation is obtained. Can be given to the wearer. Thereby, for example, the walking motion of a person who feels inconvenience in the walking motion can be assisted.
  • a gait training system has been developed that supports the trunk of a person who is difficult to walk, while applying external force to the lower limbs to make it act like a walk.
  • it does not encourage the wearer's voluntary movement, and it is assumed that the patient's lower limbs have some muscle strength in any system, and is used for walking training for patients who have difficulty in self-exercising could not.
  • the present invention is a walking training device that operates in cooperation with a wearable motion assisting device that assists or substitutes for the motion of the wearer, and can safely perform walking training even for a patient who has difficulty in self-motion of the lower limbs.
  • Another object of the present invention is to provide a walking training system including the walking training device and a wearable movement assist device.
  • a walking training device is a walking training device that operates in cooperation with a wearable movement assist device that identifies a wearer's walking phase and applies power according to the walking phase to the wearer.
  • the loader that lifts the wearer and releases the load on the foot, the moving means that can move in accordance with the walking of the wearer, and the wearer detected by the wearable movement assist device
  • a control unit that controls the moving speed of the moving means and / or the amount of unloading by the unloading device based on the position of the center of gravity.
  • control unit may be configured such that when the wearer's center of gravity is out of a predetermined region, the moving speed of the moving unit and / or the amount of load unloaded by the load unloading device. Is preferably controlled.
  • control unit acquires the walking speed of the wearer from the wearable movement assist device, and controls the moving speed of the moving unit based on the walking speed. Is preferred.
  • the load relief device detects the inclination of the wearer's body
  • the control unit detects the inclination of the wearer's body detected by the load relief device. Based on this, it is preferable to control the moving speed of the moving means and / or the load-free amount by the load-free device.
  • the moving means is a treadmill having a walking belt that moves so as to circulate by rotation of a roller, and the control unit controls a motor that rotates the roller. It is preferable.
  • the moving means has a wheel and can move together with the load relief device, and the control unit controls a motor that rotates the wheel.
  • the wheel moves along a rail provided on a ceiling.
  • a walking training system includes a drive source for applying power to a wearer, first detection means for detecting a bioelectric potential signal associated with the wearer's muscle activity, and a joint of the wearer. Second detection means for detecting an angle, third detection means for detecting a foot load of the wearer, and a first command signal for causing the drive source to generate power according to the biopotential signal Based on the first control means, the angle of the joint and the sole load, the walking phase of the wearer is specified, and a second command signal is generated for causing the driving source to generate power corresponding to the phase.
  • Second control means for generating, a synthesizing means for synthesizing the first command signal and the second command signal to generate a synthesized command signal, and generating a drive current based on the synthesized command signal and supplying the drive current to the drive source Generating means to perform the wearer
  • a calculating means for calculating a walking speed, a wearable action-assist device having, a, and the walking training device.
  • the calculation means includes the wearer's foot length and the change in the angle of the wearer's joint detected by the second detection means.
  • the walking speed is calculated from the step length and the time from when the foot of the wearer leaves the ground until landing.
  • walking training can be performed safely even for a patient who has difficulty in self-movement of the lower limbs.
  • FIG. 1 is an external perspective view of a walking training system according to an embodiment of the present invention. It is a block block diagram of the walking training system which concerns on the same embodiment. It is a figure which shows the example of the task which classifies a wearer's operation
  • FIG. 1 is an external perspective view of a walking training system 10 according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram of the walking training system 1.
  • the walking training system 1 includes a wearable motion assisting device 100 that assists the motion of the wearer P, and a walking training device 200 for the wearer P to perform walking training. Yes.
  • the wearer P means a person who wears the wearable movement assist device 100.
  • the wearable movement assist device 100 and the walking training device 200 are connected to be communicable by wire and / or wireless.
  • the gait training device 200 includes a treadmill 210 and a load relief device 220 that exempts a load (weight) applied to the foot of the wearer P.
  • the treadmill 210 has a walking belt 213 that moves so as to circulate as the rollers 211 and 212 rotate.
  • the walking belt 213 is installed horizontally.
  • the motor 218 (see FIG. 2) is connected to the roller 211 by a belt or the like, and can rotate the roller 211. By changing the rotation speed of the roller 211, the speed of the walking belt 213 can be changed.
  • the walking belt 213 may be installed inclined in the front-rear direction like a slope. The load of walking motion can be increased by making the slope steep, and the load can be adjusted to be lower by moving it closer to the horizontal.
  • the left and right (front side and rear side in FIG. 1) of the walking belt 213 are provided with two support columns 215 whose upper ends are connected by a frame 214.
  • an arm frame 216 is provided in the middle portion of the support column 215, and the wearer P can stabilize the posture during walking training by grasping the arm frame 216.
  • a load sensor may be attached to the arm frame 216 to detect how much weight the wearer P is walking on the arm frame 216.
  • a strain sensor strain gauge
  • the strain sensor obtains the load from the strain when the arm frame 216 is loaded. By attaching such a load sensor to the arm frame 216, the movement of the center of gravity of the wearer P during walking can be detected more accurately.
  • the load-carrying device 220 has a lifting harness, for example, one end is connected to the frame 214, the other end is connected to the wearer P or the wearable movement assist device 100, and the harness is driven by the servo motor 221 (see FIG. 2). Lift up. Depending on how much the servo motor 221 lifts the harness, the amount of load applied to the foot of the wearer P is determined. The greater the amount of lifting the harness, the greater the amount of unloading and the smaller the load on the wearer's P foot.
  • the lifting harness of the load-carrying device 220 may be connected to both the wearer P and the wearable movement assist device 100.
  • the walking training apparatus 200 is provided with an input unit 230 (see FIG. 2) that can adjust the rotation speed of the roller 211 by the motor 218 and the amount of unloading by the unloading apparatus 220.
  • the wearer P can adjust the speed of the walking belt 213 and the load applied to the foot.
  • the speed of the walking belt 213 can be set to be the same (similar to) the walking speed of the wearer P using the input unit 230.
  • the wearable motion assisting device 100 includes a biopotential signal detection unit 101, a joint angle detection unit 103, a center of gravity position detection unit 104, a control device 110, a drive signal generation unit 131, and a drive source (actuator) 132.
  • the bioelectric potential signal detection means 101 detects a myoelectric potential corresponding to the muscular force generated by the wearer P. When a person tries to move, the intention is an electrical signal that is transmitted from the brain to the muscles through the nerves in the body. At this time, the biopotential signal detection means 101 detects a biopotential signal generated on the skin surface.
  • the joint angle detection means 103 detects the joint angle according to the operation of the wearer P and outputs it to the control device 110.
  • the center-of-gravity position detecting means 104 detects the center-of-gravity position according to the operation of the wearer P and outputs it to the control device 110.
  • the control device 110 includes an optional control unit 111, an autonomous control unit 112, a data storage unit 113, and a command signal synthesis unit 114.
  • the optional control unit 111 performs signal processing including filter processing (smoothing processing) and amplification on the biopotential signal (myoelectric potential signal) detected by the biopotential signal detection unit 101. Then, the voluntary control unit 111 generates a voluntary command signal for causing the drive source (actuator) 132 to generate power according to the intention of the wearer P, using the bioelectric potential signal subjected to the signal processing.
  • signal processing including filter processing (smoothing processing) and amplification on the biopotential signal (myoelectric potential signal) detected by the biopotential signal detection unit 101. Then, the voluntary control unit 111 generates a voluntary command signal for causing the drive source (actuator) 132 to generate power according to the intention of the wearer P, using the bioelectric potential signal subjected to the signal processing.
  • the data storage means 113 stores a reference parameter database for specifying the task phase of the wearer P and an assist parameter for assisting the movement of the wearer P according to the specified phase.
  • a task is a classification of human main motion patterns.
  • a phase is a series of minimum operation units constituting each task.
  • Fig. 3 shows an example of each task and each phase stored in the reference parameter database.
  • the tasks for classifying the movement of the wearer P include, for example, a task A having rising movement data for shifting from a sitting position to a standing position, and a walking movement in which the rising wearer P walks Task B having data, task C having sitting motion data for shifting from a standing state to a sitting state, and task D having stair climbing operation data for climbing up and down the stairs from the standing state are stored in the reference parameter database.
  • Task A having rising movement data for shifting from a sitting position to a standing position
  • Task B having data
  • task C having sitting motion data for shifting from a standing state to a sitting state
  • task D having stair climbing operation data for climbing up and down the stairs from the standing state
  • Each task is set with a plurality of phase data.
  • phase B1 with motion data (joint angle, locus of center of gravity position, torque fluctuation, change in bioelectric potential signal, etc.) and phase with motion data when moving the center of gravity by moving the right leg forward B2
  • phase B3 with motion data when trying to swing the left leg forward from the standing position with the center of gravity on the right leg, and the center of gravity by landing from the state where the left leg is put out in front of the right leg
  • phase B4 having operation data when moving.
  • a plurality of assist patterns are assigned, and different assists are provided for each assist pattern even in the same phase.
  • humans have different walking patterns depending on the size of the body, the state of muscle strength, and the walking speed.
  • the walking pattern varies depending on the purpose of movement (for example, rehabilitation purpose, training purpose, gait improvement purpose, motion (force) assist purpose, etc.).
  • suitable motion patterns differ depending on the degree of disability of the target person and the progress of rehabilitation.
  • the assist suitable for the target operation pattern is also different. Therefore, a large number of assist patterns are assigned to each phase so that an optimum assist pattern can be selected from a plurality of assist patterns according to the assist suitable for the target operation pattern.
  • the autonomous control means 112 is stored in the data storage means 113 and parameters indicating the wearer's movement state such as the joint angle detected by the joint angle detection means 103 and the gravity center position detected by the gravity center position detection means 104.
  • the task and phase of the operation of the wearer 1 are specified by comparing with the reference parameter.
  • the autonomous control means 112 specifies the phase according to the state of the wearer's movement, the optimum control pattern is selected from the assist patterns assigned to the phase according to the purpose set in advance.
  • An autonomous command signal is generated for causing the drive source (actuator) 132 to generate power corresponding to the assist pattern.
  • the command signal combining unit 114 combines the optional command signal generated by the optional control unit 111 and the autonomous command signal generated by the autonomous control unit 112 and outputs the combined command signal to the drive signal generating unit 131.
  • the composite ratio of the voluntary command signal and the autonomous command signal may be set in advance for each task phase and stored in the data storage unit 113.
  • the combined command signal has a waveform that causes the drive source 132 to generate a combined power of the power by the voluntary control that changes from the start to the end of the operation and the power by the autonomous control for each phase.
  • the drive signal generation means 131 drives the drive source 132 by generating a drive signal (drive current) corresponding to the combined command signal and supplying it to the drive source 132.
  • the drive source 132 gives an assist force (power) according to the drive signal to the wearer P.
  • the calculation means (not shown) of the control device 110 obtains the stride from the length of the foot of the wearer P and the transition of the joint angle detected by the joint angle detection means 103, and the stride and the foot from the ground.
  • the walking speed is calculated from the time from the departure until landing.
  • the control device 110 can control the motor 218 so that the walking belt 213 moves at a speed based on the calculated walking speed.
  • control device 110 can control the amount of load relief of the load relief device 220 based on the center of gravity position detected by the center of gravity position detecting means 104. For example, when the position of the center of gravity deviates from a predetermined region, the control device 110 determines that the body of the wearer P is greatly inclined and controls the servo motor 221 so that the load-carrying amount of the load-carrying device 220 is increased. Lift the wearer P. Thereby, the posture of the wearer P can be stabilized.
  • the center of gravity position detecting means 104 when it is difficult to detect the position of the center of gravity by the center of gravity position detecting means 104, for example, when it is difficult for the insole sensor of the shoes 51 and 52 described later and the load sensor at the bottom of the stabilizer 53 to detect the load, it is overlifted.
  • the servo motor 221 is controlled so that the unloading amount is reduced.
  • control device 110 can control the speed of the walking belt 213 based on the center of gravity position detected by the center of gravity position detecting means 104. For example, when the position of the center of gravity is shifted forward from a predetermined region, the control device 110 tilts the wearer P forward, that is, the walking of the wearer P compared to the speed of the walking belt 213. It is determined that the speed is faster, and the speed of the walking belt 213 is increased. On the contrary, when the center of gravity position is shifted backward from the predetermined area, it is determined that the wearer P is inclined backward, and the speed of the walking belt 213 is decreased.
  • the walking belt 213 is Reduce the speed gradually and gradually increase the amount of unloading.
  • the “predetermined area” here is an area where the position of the center of gravity should change during the walking movement, and it is also possible to apply an ideal area that is empirically obtained by monitoring the walking pattern of many people.
  • the region may be individually set according to the proficiency level of the walking motion of the wearer P.
  • the region where the position of the center of gravity changes when the wearer P performs a stable walk is a region between two broken lines shown in FIG. If there is a center of gravity position (solid line), it can be determined that the walking of the wearer P is stable.
  • FIG. 4B shows a case where the position of the center of gravity deviates from the “predetermined region” and the walking of the wearer P is unstable, thereby controlling the load-carrying amount of the load-carrying device 220 and the speed of the walking belt 213.
  • An example of stabilization is shown.
  • the center of gravity is shifted to the outside of the foot as in the point A1 in FIG. 4B, it can be determined that the load is almost applied to the slabilizer 53 and the body is shaken too much from side to side.
  • the timing of the center of gravity shift is shifted first as in the point A2, it can be determined that the body is in front and the speed of the walking belt 213 is too slow. Based on such a determination, the subsequent walking of the wearer P can be stabilized by controlling the load-carrying amount of the load-carrying device 220 and the speed of the walking belt 213 at the point A3.
  • the control device 110 controls the amount of load removal based on the inclination of the body of the wearer P detected by the load relief device 220. You may make it do.
  • tilt detection means such as a gyro sensor is attached to the trunk of the wearer P, and it is determined whether or not the body of the wearer P is tilted based on this detection signal.
  • FIG. 5 is a perspective view of the wearer P viewed from the rear side.
  • the wearable movement assist device 100 performs walking motion of a person who is difficult to walk on its own, such as a person with lower limb movement dysfunction who cannot walk due to a decrease in skeletal muscle strength, or a patient who performs rehabilitation of walking movement.
  • This is an assisting device that detects a biological signal (surface myoelectric potential) generated when a muscle force is generated by a signal from the brain, and applies a driving force from an actuator to the wearer P based on the detected biological signal. Operates to
  • the driving assisting device 100 uses the driving torque necessary for the walking motion as an assisting force according to the biological signal generated at that time. It is given from. Therefore, even when the wearer P cannot walk due to insufficient muscular strength, the wearer P moves his / her leg according to the resultant force with the driving torque applied from the actuator according to the biological signal based on his / her intention. Can walk.
  • the motion assisting device 100 controls the assist force applied according to the movement of the center of gravity accompanying the walking motion to reflect the intention of the wearer P. Therefore, the actuator of the motion assisting device 100 is controlled so as not to apply a load that is against the intention of the wearer P, and does not hinder the operation of the wearer P.
  • the motion assisting device 100 includes a waist frame 10, leg frames 11 to 14, fastening belts 21 to 24, power units 31 to 34, myoelectric potential sensors 41 to 44, shoes 51 and 52, and a control unit 60.
  • the operation assisting device 100 includes a power source (not shown) that supplies power to the power units 31 to 34, the control unit 60, and the like.
  • a power source can be attached to the waist frame 10.
  • the waist frame 10 is a frame for supporting the waist of the wearer P and is fixed to the body of the wearer 1.
  • the power units 31 and 32 are connected to the waist frame 10 so as to be rotatable with respect to the waist frame 10.
  • the power units 31 and 32 are connected to the power units 33 and 34 via the leg frames 11 and 12.
  • the power units 33 and 34 are connected to the leg frames 11 and 12 so as to be rotatable.
  • the shoes 51 and 52 are connected to the power units 33 and 34 through the frames 13 and 14.
  • the power units 31 to 34 are provided at portions corresponding to the joints of the thigh and the lower leg (hip joint, knee joint).
  • the frames 11 and 12 are provided along the outside of the thigh of the wearer P, and the frames 13 and 14 are provided along the outside of the shin of the wearer P. Accordingly, the frames 11 to 14 are configured to perform the same operation as the leg of the wearer 1.
  • the frames 11 and 12 are fastened to the wearer P's thigh by fastening belts 21 and 22.
  • the frames 13 and 14 are fastened under the knee of the wearer P by fastening belts 23 and 24.
  • the power units 31 to 34 include drive motors, and the rotation shafts of the drive motors transmit drive torque to the frames 11 to 14 on the driven side via gears. This driving torque is transmitted as an assisting force to the leg of the wearer 1 via the fastening belts 21 to 24.
  • the drive motor has an angle sensor that detects the joint angle.
  • the angle sensor is constituted by, for example, a rotary encoder that counts the number of pulses proportional to the joint angle.
  • the angle sensor outputs the detected joint angle to the control unit 60.
  • the power units 31 to 34 correspond to the joint angle detection means 103, the drive signal generation means 131, and the drive source 132 in FIG.
  • the myoelectric potential sensors 41 and 42 are attached to the buttocks of the wearer P and detect the surface myoelectric potential of the muscle applied to the hip joint such as the gluteus maxims.
  • the myoelectric potential sensors 43 and 44 are attached to the rear side of the wearer 1 above the knee, and detect the surface potential of the muscle related to the bending of the knee joint such as the biceps femoris.
  • a myoelectric potential sensor that is attached to the front side of the base of the thigh of the wearer P and detects a surface myoelectric potential of a muscle that is involved in bending of the hip joint such as the rectus femoris muscle, and the wearer P
  • a myoelectric potential sensor which is attached to the front side of the knee and detects the surface myoelectric potential of the muscle which is applied to the extension of the knee joint such as the outer vastus muscle or the inner vastus muscle.
  • the myoelectric potential sensor outputs the detected myoelectric potential to the control unit 60.
  • the myoelectric potential sensors 41 to 44 correspond to the bioelectric potential signal detecting means 101.
  • the shoes 51 and 52 are provided with insole sensors (not shown).
  • the insole sensor includes, for example, a reaction force sensor that detects a reaction force against the front side and the rear side of the right leg and the left leg.
  • the reaction force sensor is composed of, for example, a piezoelectric element that outputs a voltage corresponding to an applied load, and can detect the position of the center of gravity and the like.
  • the insole sensor outputs the detection result to the control unit 60.
  • a stabilizer 53 for preventing the varus of the ankle joint is provided on the outer side of the shoes 51 and 52.
  • a load sensor that detects a load applied to the ground (floor) via the frames 11 to 14 and outputs the load to the control unit 60 is mounted on the bottom of the stabilizer 53.
  • the load sensor and the insole sensor of the shoes 51 and 52 correspond to the center-of-gravity position detecting means 104 in FIG.
  • the insole sensor is provided inside the shoes 51 and 52 like an insole, but a similar sensor may be provided not on the inside of the shoes 51 and 52 but on the back of the shoe sole (surface contacting the floor). .
  • the load applied to the sole of the wearer P that is, the position of the center of gravity of the wearer P alone can be detected.
  • a sensor is provided on the back of the shoe sole, it is possible to detect the load applied to the shoe sole, that is, the position of the center of gravity of the wearer P and the wearable movement assist device 100 together.
  • the wearer P has a severe disability, it is difficult to put weight on the soles of the feet, and it is more accurate to measure the load on the shoe sole than to measure the load at the insole position. It can be detected well and can provide good walking support.
  • the control of the actuator can be switched for each phase for each of the right leg and the left leg by the optional control means 111 and the autonomous control means 112 described above.
  • the voluntary control unit 111 determines whether the wearer P is about to swing up the leg based on whether the bioelectric potential detected by the bioelectric potential signal detection unit 101 exceeds a threshold value. Further, the autonomous control means 112 calculates the left and right sole load ratio using the sole load detected by the center-of-gravity position detection means 104, and the sole load ratio is determined by the left single leg support, the two leg support, the right single support. Determine which state of leg support is indicated.
  • the control device 110 starts assisting the swing phase in the right leg and the single leg in the left leg. Begin assisting leg support.
  • the control device 110 starts assisting the swing phase for the left leg and the single leg for the right leg. Start assist in support period.
  • the sole load ratio indicates support for both legs, the control device 110 performs an assist for maintaining support for both legs.
  • the weight is transferred to the front leg in preparation for the next swinging leg while supporting the weight with both legs.
  • the control device 110 applies torque to the power units 33 and 34 of the knee joint portion to prevent knee bending. Feedback control is performed so that the hip joint is in an upright position. At this time, if feedback control is performed on the rear leg, the wearer P may interfere with the operation for transferring the weight to the front leg. Therefore, feedback control is performed only on the front leg.
  • the target angle and target angular velocity of the angle sensors of the power units 31 and 32 in the hip joints are both zero.
  • the single leg support period it works to advance the trunk while supporting the weight with one leg. Since the knee joint has the role of supporting the weight in the same manner as the both-leg support period, the same control as that for the both-leg support period is applied. On the other hand, since it is necessary to extend the hip joint in order to advance the trunk, trajectory tracking control is performed with the aim of the angle pattern of hip joint extension when a healthy person walks.
  • the knee and hip joint are bent in the first half, and the leg is swung forward by extending in the second half to prepare for the next landing.
  • the trajectory tracking control is performed with the trajectory pattern of the knee and hip joints and the angular velocity of the swing leg period of a healthy person as a target.
  • Step S101 The wearable motion assist device 100 is worn.
  • Step S102 The wearer P gets on the walking belt 213 of the treadmill 210 and is connected to the load-carrying device 220.
  • the wearable motion assist device 100 is connected to the load relief device 220 in advance, and a human wears the wearable motion assist device 100 in this state. In other words, the wearable motion assist device connected to the load relief device 220. You may make it go into 100.
  • Step S103 The wearer P or the operator sets the amount of unloading using the input unit 230. For example, an unloading amount of 50% is set, and the load applied to the wearer's P foot is reduced.
  • Step S104 The wearer P or the operator sets the initial speed of the walking belt 213 using the input unit 230. For example, a speed of 0.2 km / h is set.
  • the biopotential signal detection means 101 detects the biopotential signal of the wearer P.
  • the center-of-gravity position detecting means 104 detects the left and right sole load of the wearer P.
  • Step S106 The control device 110 calculates the sole load ratio from the left and right sole loads, and determines whether the left monopod support, the bipod support, or the right monopod support is in the state. Further, the control device 110 determines whether or not the wearer P is about to swing up the leg based on whether or not the bioelectric potential exceeds a threshold value.
  • Step S107 The control device 110 identifies the walking phase of each leg based on the determination result in Step S107, and provides assist corresponding to the identified walking phase. As a result, the wearer P can walk.
  • the control device 110 calculates the walking speed of the wearer P. Specifically, first, the stride is obtained from the length of the foot of the wearer P and the transition of the joint angle detected by the joint angle detection means 103. Then, the walking speed is calculated from the calculated stride length and the time from when the foot leaves the ground until landing.
  • Step S109 The speed of the walking belt 213 is determined based on the walking speed calculated in Step S108, and the control device 110 controls the motor 218.
  • the motor 218 is controlled so that the walking speed of the wearer P and the speed of the walking belt 213 are the same.
  • Step S110 It is determined whether or not the posture of the wearer P is stable. If it is determined that the posture is not stable, the process proceeds to step S111. If it is determined that the posture is stable, the process proceeds to step S112. For example, when the gravity center position detected by the gravity center position detection unit 104 is out of a predetermined area, it is determined that the posture of the wearer P is not stable.
  • Step S111 The control device 110 controls the unloading amount of the unloading device 220 and stabilizes the posture of the wearer P. For example, the wearer P is further lifted by increasing the amount of unloading. Further, the speed of the walking belt 213 may be decreased.
  • Step S112 If the speed of the walking belt 213 is changed, the process proceeds to step S113, and if not changed, the process proceeds to step S114.
  • Step S113 The speed setting of the walking belt 213 is changed using the input unit 230.
  • the input unit 230 inputs how much the speed of the walking belt 213 is faster than the walking speed.
  • step S109 the speed of the walking belt 213 is determined based on this setting, and the motor 218 is controlled.
  • Step S114 When changing the amount of unloading by the unloading device 220, the process proceeds to step S115, and when not changing, the process proceeds to step S116.
  • Step S115 Using the input unit 230, the setting of the unloading amount is changed. Thereby, the load applied to the wearer P's foot is adjusted, and the wearer P can take a desired posture.
  • Step S116 When continuing the walking training, the process returns to Step S105.
  • the wearer P is lifted by the load-carrying device 220 to stabilize the posture, and the wearable movement assisting device 100 applies assist force to the wearer P. It gives and assists walking movement.
  • the control device 110 of the wearable movement assist device 100 controls the speed of the walking belt 213 of the treadmill 210 based on the walking speed of the wearer P, and based on the position of the center of gravity and the body inclination of the wearer P.
  • the unloading amount of the unloading device 220 can be controlled. Therefore, even a patient who has difficulty in self-movement of the lower limbs can perform walking training safely without worrying about falling.
  • a load sensor may be provided on the arm frame 216, and it may be determined that the posture of the wearer P is unstable when the load detected by the load sensor exceeds a predetermined value. This is because the wearer P tries to stabilize the posture by putting weight on the arm frame 216 when the posture becomes unstable.
  • the myoelectric potential of the muscle related to bending and extension of the corresponding joint such as the biceps femoris
  • the outer vastus muscle or the inner vastus muscle is detected.
  • the intention of the wearer P to raise the leg may be detected by detecting the myoelectric potential of the abdominal muscles.
  • the control device 110 calculates the walking speed of the wearer P (step S108), and controls the motor 218 so that the speed of the walking belt 213 becomes a speed corresponding to the calculated walking speed (step S108). S109), these processes may be omitted. In this case, the control device 110 controls the amount of unloading and / or the speed of the walking belt 213 based on the posture stability (center of gravity position) of the wearer P or a change instruction via the input unit 230.
  • the walking training device 200 is a stationary type using a treadmill 210. However, as shown in FIG. It is good also as a self-propelled type provided with rear wheel 241.
  • the front wheel 240 and the rear wheel 241 are connected by a frame 242, and the support column 215 is provided perpendicular to the frame 242.
  • the motor 218 drives the front wheel 240 or the rear wheel 241, and the walking training apparatus 200 can move back and forth at a speed that matches the walking speed of the wearer P.
  • the control device 110 can control the moving speed of the self-propelled walking training device 200 in the same manner as the control of the walking belt 213 in the above embodiment.
  • the wearer P can actually perform walking training while walking on the floor.
  • a load sensor is provided on the arm frame 216, and the front wheel 240 or the rear wheel 241 is driven (rotated) in accordance with the detected load balance to change the traveling direction of the walking training apparatus 200 to the right or left. it can.
  • the configuration shown in FIG. 8 is four wheels, but may be three wheels or may be more than the Olympics.
  • the motor 218 drives at least one of the wheels so that the walking training apparatus 200 can move in the front-rear direction.
  • the load-carrying device 220 may be moved along a rail 250 provided on the ceiling.
  • One end of a lifting harness is connected to the drive unit 251.
  • the drive unit 251 is provided with a servo motor 221 (see FIG. 2) for lifting the harness, a wheel (not shown) that moves along the rail 250, and a motor 218 (see FIG. 2) that rotates the wheel. .
  • the drive unit 251 moves at a speed that matches the walking speed of the wearer P.
  • the wearer P can actually perform walking training while walking on the floor.
  • the wearer P preferably wears the cane 252 to stabilize the posture.
  • a load sensor may be attached to the cane 252 to detect how much weight the wearer P is walking on the cane 252.
  • a strain sensor strain gauge
  • the strain sensor obtains the load from the strain when the load is applied to the cane 252.
  • the configuration in which the control device 110 of the wearable movement assist device 100 controls the motor 218 and the servomotor 221 has been described.
  • the motor 218 is controlled based on the walking speed of the wearer P
  • the walking training apparatus 200 may be provided with a control means for controlling the servo motor 221 according to the posture of the pedestrian P.
  • the control means acquires information about the walking speed and posture (center of gravity position) of the wearer P from the wearable movement assist device 100 and controls the motor 218 and the servo motor 221.
  • At least a part of the walking training system 10 described in the above-described embodiment may be configured with hardware or software.
  • a program for realizing at least a part of the functions of the walking training system 10 may be stored in a recording medium such as a flexible disk or a CD-ROM, and read and executed by a computer.
  • the recording medium is not limited to a removable medium such as a magnetic disk or an optical disk, but may be a fixed recording medium such as a hard disk device or a memory.
  • a program that realizes at least a part of the functions of the walking training system 10 may be distributed via a communication line (including wireless communication) such as the Internet. Further, the program may be distributed in a state where the program is encrypted, modulated or compressed, and stored in a recording medium via a wired line such as the Internet or a wireless line.
  • a communication line including wireless communication
  • the program may be distributed in a state where the program is encrypted, modulated or compressed, and stored in a recording medium via a wired line such as the Internet or a wireless line.
  • the fastening belts 21 to 24 are directly fastened to the wearer P's thighs and knees, but in order to fix the frames 11 to 14 to the legs of the wearer P, Curved cuffs may be provided on the frames 11 to 14, and the fastening belts 21 to 24 may be wound after the cuffs are applied to the rear half of the thighs or below the knees. By using such a cuff, the force of the actuator can be transmitted to the leg of the wearer P more efficiently.
  • the cuff may be applied from the back side of the thigh and below the knee, or the direction applied to the thigh and the direction applied to the below knee may be reversed.
  • the leg In a normal walking motion, the leg is swung out to advance, and the force of the actuator can be efficiently transmitted to the leg by applying the cuff from the back side of the thigh and below the knee.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage.
  • various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
  • constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

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Abstract

　歩行訓練装置は、装着者の歩行フェイズを特定し、この歩行フェイズに応じた動力を前記装着者に付与する装着式動作補助装置と連携して動作する歩行訓練装置であって、前記装着者を吊り上げて、足への荷重を免荷する免荷装置と、前記装着者の歩行にあわせて移動可能な移動手段と、前記装着式動作補助装置により検出された前記装着者の重心位置に基づいて、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御する制御部と、を備える。

Description

歩行訓練装置及び歩行訓練システム
　本発明は歩行訓練装置及びシステムに係り、特に装着者の動作を補助又は代行する装着式動作補助装置と連携して動作する歩行訓練装置、及び装着式動作補助装置と歩行訓練装置とを備える歩行訓練システムに関するものである。
　身体障害者や高齢者にとっては、健常者であれば簡単に行える動作でも非常に困難である場合が多い。このため、今日では、これらの人達の動作を補助又は代行するために、種々のパワーアシスト装置の開発が進められている。
　パワーアシスト装置としては、例えば、利用者（以下「装着者」という）に装着される装着式動作補助装置（以下、単に「動作補助装置」という）が知られている（例えば特許文献１参照）。この動作補助装置は、装着者の筋活動に伴う筋電位信号を検出する筋電位センサ（生体信号検出手段）と、装着者の各関節の角変位を検出する関節角度検出手段と、装着者にアシスト力としてのトルクを付与する駆動モータ等の駆動源と、当該駆動源を制御する制御手段とを備える。
　この動作補助装置では、筋電位センサによる検出結果と、関節角度検出手段による検出結果とに基づいて、制御手段が駆動モータを適宜制御することにより、装着者の意思に応じかつ動作に適したトルクを当該装着者に付与することができる。これにより、例えば、歩行動作に不自由を感じる人の歩行動作をアシストすることができる。
　また、これまでに、歩行動作が困難な人の体幹を支えつつ、下肢に外的に力を付与して動作させ、他動的に歩行のような動作をさせる歩行訓練システムが開発されているが、装着者の随意的な動作を促すものではなく、いずれのシステムにおいても患者の下肢にある程度の筋力があることが前提となっており、自力運動が困難な患者の歩行訓練には利用できなかった。
特開２００５－２３００９９号公報
　本発明は、装着者の動作を補助又は代行する装着式動作補助装置と連携して動作し、下肢の自力動作が困難な患者であっても安全に歩行訓練を行うことができる歩行訓練装置、及びこの歩行訓練装置と装着式動作補助装置とを備えた歩行訓練システムを提供することを目的とする。
　本発明の一態様による歩行訓練装置は、装着者の歩行フェイズを特定し、この歩行フェイズに応じた動力を前記装着者に付与する装着式動作補助装置と連携して動作する歩行訓練装置であって、前記装着者を吊り上げて、足への荷重を免荷する免荷装置と、前記装着者の歩行にあわせて移動可能な移動手段と、前記装着式動作補助装置により検出された前記装着者の重心位置に基づいて、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御する制御部と、を備えるものである。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記制御部は、前記装着者の重心位置が所定領域から外れている場合に、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記制御部は、前記装着式動作補助装置から前記装着者の歩行速度を取得し、この歩行速度に基づいて前記移動手段の移動速度を制御することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記免荷装置は、前記装着者の体の傾きを検出し、前記制御部は、前記免荷装置により検出された前記装着者の体の傾きに基づいて、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記移動手段は、ローラの回転により循環するように移動する歩行ベルトを有するトレッドミルであり、前記制御部は、前記ローラを回転させるモータを制御することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記移動手段は車輪を有し、前記免荷装置とともに移動することができ、前記制御部は、前記車輪を回転させるモータを制御することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記車輪は、天井に設けられたレールに沿って移動することが好ましい。
　本発明の一態様による歩行訓練システムは、装着者に対して動力を付与する駆動源と、前記装着者の筋活動に伴う生体電位信号を検出する第１検出手段と、前記装着者の関節の角度を検出する第２検出手段と、前記装着者の足底荷重を検出する第３検出手段と、前記生体電位信号に応じた動力を前記駆動源に発生させるための第１指令信号を生成する第１制御手段と、前記関節の角度及び前記足底荷重に基づいて、前記装着者の歩行フェイズを特定し、このフェイズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための第２指令信号を生成する第２制御手段と、前記第１指令信号及び前記第２指令信号を合成して合成指令信号を生成する合成手段と、前記合成指令信号に基づいて駆動電流を生成し、前記駆動源に供給する生成手段と、前記装着者の歩行速度を算出する算出手段と、を有する装着式動作補助装置と、前記歩行訓練装置と、を備える。
　本発明の一態様による歩行訓練システムにおいては、前記算出手段は、前記装着者の足の長さと、前記第２検出手段により検出された前記装着者の関節の角度の変遷とから、前記装着者の歩幅を求め、前記歩幅と、前記装着者の足が地面から離れてから着地するまでの時間とから、前記歩行速度を算出することが好ましい。
　本発明によれば、下肢の自力動作が困難な患者であっても安全に歩行訓練を行うことができる。
本発明の実施形態に係る歩行訓練システムの外観斜視図である。 同実施形態に係る歩行訓練システムのブロック構成図である。 装着者の動作を分類するタスクの例を示す図である。 歩行中の重心移動の例を示す図である。 装着者を後側からみた斜視図である。 装着者の歩行フェイズを示す図である。 同実施形態に係る歩行訓練システムを利用して歩行訓練を行う方法を説明するフローチャートである。 第１変形例による歩行訓練システムの外観斜視図である。 第２変形例による歩行訓練システムの外観斜視図である。
　以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
　図１は、本発明の実施形態に係る歩行訓練システム１０の外観斜視図である。また、図２は、歩行訓練システム１のブロック構成図である。図１及び図２に示すように、歩行訓練システム１は、装着者Ｐの動作を補助する装着式動作補助装置１００と、装着者Ｐが歩行訓練を行うための歩行訓練装置２００とを備えている。ここで装着者Ｐとは、装着式動作補助装置１００を装着した人間をいう。装着式動作補助装置１００と歩行訓練装置２００とは有線及び／又は無線により通信可能に接続されているものとする。
　まず、歩行訓練装置２００について説明する。歩行訓練装置２００は、トレッドミル２１０と、装着者Ｐの足にかかる荷重（体重）を免荷する免荷装置２２０とを備えている。トレッドミル２１０は、ローラ２１１及び２１２の回転により循環するように移動する歩行ベルト２１３を有する。歩行ベルト２１３は水平に設置されている。モータ２１８（図２参照）はベルト等によりローラ２１１に接続されており、ローラ２１１を回転させることができる。ローラ２１１の回転速度を変化させることで、歩行ベルト２１３の速度を変えることができる。また、歩行ベルト２１３は、坂の様に前後方向に傾斜して設置されていても良い。坂を急にすることで歩行運動の負荷を大きく、水平に近づけることで負荷を小さく調節することができる。
　歩行ベルト２１３の左右（図１における手前側と後側）にはフレーム２１４によって上端部が連結された２つの支柱２１５が設けられている。また、支柱２１５の中段部には、アームフレーム２１６が設けられており、装着者Ｐはアームフレーム２１６を握ることで、歩行訓練時の姿勢を安定化させることができる。
　アームフレーム２１６に荷重センサを取り付け、装着者Ｐがアームフレーム２１６にどの程度体重をかけて歩行しているか検知できるようにしてもよい。荷重センサには、例えば、歪みセンサ（ストレインゲージ）を用いることができる。歪みセンサは、アームフレーム２１６に荷重がかかった際の歪みから、荷重を求める。このような荷重センサをアームフレーム２１６に取り付けることで、歩行時の装着者Ｐの重心の移動をより正確に検出することができる。
　免荷装置２２０は、例えば吊り上げ用のハーネスを有し、一端がフレーム２１４に連結され、他端が装着者Ｐ又は装着式動作補助装置１００に連結され、サーボモータ２２１（図２参照）によりハーネスを持ち上げる。サーボモータ２２１がどの程度ハーネスを持ち上げるかで、装着者Ｐの足にかかる荷重の免荷量が決定する。ハーネスの持ち上げ量が大きい程、免荷量が大きくなり、装着者Ｐの足にかかる荷重は小さくなる。
　免荷装置２２０の吊り上げ用ハーネスは、装着者Ｐ及び装着式動作補助装置１００の両方に連結されていてもよい。
　また、歩行訓練装置２００には、モータ２１８によるローラ２１１の回転速度や、免荷装置２２０による免荷量を調節できる入力部２３０（図２参照）が設けられている。この入力部２３０により、装着者Ｐが、歩行ベルト２１３の速度や、足にかかる荷重を調節することができる。例えば、入力部２３０を用いて、歩行ベルト２１３の速度を、装着者Ｐの歩行速度と同じ（同程度）に設定することができる。また、歩行ベルト２１３の速度を、装着者Ｐの歩行速度と比較してどの程度速くするか設定できるようにしてもよいし、どの程度遅くするか設定できるようにしてもよい。更に、現在の設定速度よりも遅く、または、早くするように設定できるようにしてもよい。
　次に、装着式動作補助装置１００について、図２を用いて説明する。装着式動作補助装置１００は、生体電位信号検出手段１０１、関節角度検出手段１０３、重心位置検出手段１０４、制御装置１１０、駆動信号生成手段１３１、及び駆動源（アクチュエータ）１３２を備える。
　生体電位信号検出手段１０１は、装着者Ｐが発生する筋力に応じた筋電位を検出する。人が動こうとした場合には、その意思は電気信号となり体内の神経を通じて脳から筋肉へ伝達される。このとき、生体電位信号検出手段１０１は、皮膚表面に生じる生体電位信号を検出する。
　関節角度検出手段１０３は、装着者Ｐの動作に応じた関節角度を検出し、制御装置１１０へ出力する。
　重心位置検出手段１０４は、装着者Ｐの動作に応じた重心位置を検出し、制御装置１１０へ出力する。
　制御装置１１０は、随意制御手段１１１、自律制御手段１１２、データ格納手段１１３及び指令信号合成手段１１４を有する。
　随意制御手段１１１は、生体電位信号検出手段１０１により検出された生体電位信号（筋電位信号）に対して、フィルタ処理（スムージング処理）及び増幅を含む信号処理を行う。そして、随意制御手段１１１は、信号処理を施した生体電位信号を用いて、装着者Ｐの意思に従った動力を駆動源（アクチュエータ）１３２に発生させるための随意指令信号を生成する。
　データ格納手段１１３は、装着者Ｐのタスクのフェイズを特定するための基準パラメータデータベースと、特定されたフェイズに応じて装着者Ｐの動きをアシストするためのアシストパラメータとを格納する。タスクとは、人間の主要な動作パターンを分類したものである。フェイズとは、各タスクを構成する一連の最小動作単位である。
　図３に、基準パラメータデータベースに格納される各タスク及び各フェイズの一例を示す。
　図３に示されるように、装着者Ｐの動作を分類するタスクとしては、例えば、座位状態から立位状態に移行する立ち上がり動作データを有するタスクＡと、立ち上がった装着者Ｐが歩行する歩行動作データを有するタスクＢと、立った状態から座位状態に移行する座り動作データを有するタスクＣと、立った状態から階段を昇り降りする階段昇降動作データを有するタスクＤとが、基準パラメータデータベースに格納されている。
　そして、各タスクには、複数のフェイズデータが設定されており、例えば、歩行動作のタスクＢには、左脚に重心を置いて立脚した状態から右脚を前に振り出そうとするときの動作データ（関節角度や重心位置の軌跡、トルクの変動、生体電位信号の変化など）を有するフェイズＢ１と、右脚を前に出した状態から着地して重心を移すときの動作データを有するフェイズＢ２と、右脚に重心を置いて立脚した状態から左脚を前に振り出そうとするときの動作データを有するフェイズＢ３と、左脚を右脚の前に出した状態から着地して重心を移すときの動作データを有するフェイズＢ４と、が設定されている。
　このように、人間の一般的な動作を分析すると、各フェイズにおける各関節の角度や重心の移動等の典型的な動作パターンが決まっていることが分かる。そこで、人間の多数の基本動作（タスク）を構成する各フェイズについて、典型的な関節角度の変位や重心移動の状態等を経験的に求め、それらを基準パラメータデータベースに格納しておく。
　また、各フェイズについては、複数のパターンのアシストパターンが割り当てられており、同じフェイズでも各アシストパターンで異なったアシストがされる。
　例えば、人間は体の大きさや、筋力の状態などにより、また、歩行速度などによって、異なる歩行パターンを有している。また、動作の目的（例えば、リハビリ目的、トレーニング目的、歩様の改善目的、動作（力の）補助目的等）によっても歩行パターンが異なる。また、リハビリ目的であっても、対象となる人の障害の度合いや、リハビリの進み具合によって、適した動作パターンは異なる。
　そのため、目的とする動作パターンに適したアシストも異なる。そこで、目的とする動作パターンに適したアシストに応じて、複数のアシストパターンの中から、最適なアシストパターンを選択できるように、各フェイズについて多数のアシストパターンが割り当てられている。
　自律制御手段１１２は、関節角度検出手段１０３により検出された関節角度及び重心位置検出手段１０４により検出された重心位置等の装着者の動作の状態をあらわすパラメータと、データ格納手段１１３に格納された基準パラメータとを比較して、装着者１の動作のタスク及びフェイズを特定する。自律制御手段１１２は、装着者の動作の状態に応じてフェイズを特定したら、そのフェイズに割り当てられたアシストパターンの中から、予め設定された目的に応じて、最適なアシストパターンを選択し、このアシストパターンに応じた動力を駆動源（アクチュエータ）１３２に発生させるための自律指令信号を生成する。
　指令信号合成手段１１４は、随意制御手段１１１により生成された随意指令信号と、自律制御手段１１２により生成された自律指令信号とを合成し、合成指令信号を駆動信号生成手段１３１へ出力する。随意指令信号と自律指令信号との合成比を各タスクのフェイズ毎に予め設定してデータ格納手段１１３に格納しておいてもよい。
　合成指令信号は、動作の開始から終了まで変化する随意的制御による動力と、フェイズ毎に自律的制御による動力とを合成した動力を駆動源１３２に発生させる波形を有する。
　駆動信号生成手段１３１は、合成指令信号に応じた駆動信号（駆動電流）を生成し、駆動源１３２に供給することにより、駆動源１３２を駆動する。駆動源１３２は、駆動信号に応じたアシスト力（動力）を装着者Ｐに付与する。
　また、制御装置１１０の算出手段（図示せず）は、装着者Ｐの足の長さ及び関節角度検出手段１０３により検出された関節角度の変遷から歩幅を求め、この歩幅と、足が地面から離れてから着地するまでの時間とから、歩行速度を算出する。制御装置１１０は、算出した歩行速度に基づく速度で歩行ベルト２１３が動くように、モータ２１８を制御することができる。
　さらに、制御装置１１０は、重心位置検出手段１０４によって検出された重心位置に基づいて、免荷装置２２０の免荷量を制御することができる。例えば、制御装置１１０は、重心位置が所定の領域から外れた場合、装着者Ｐの体が大きく傾いたと判断して、免荷装置２２０の免荷量が大きくなるようにサーボモータ２２１を制御し、装着者Ｐを持ち上げる。これにより、装着者Ｐの姿勢を安定化させることができる。また、重心位置検出手段１０４による重心位置の検出が困難な場合、例えば後述する靴５１、５２の中敷センサ及びスタビライザ５３の底部の荷重センサが荷重を検出することが困難な場合、吊り上げ過ぎと判断し、免荷量が小さくなるようにサーボモータ２２１を制御する。
　また、制御装置１１０は、重心位置検出手段１０４によって検出された重心位置に基づいて、歩行ベルト２１３の速度を制御することができる。例えば、制御装置１１０は、重心位置が所定の領域よりも前方にずれてしまった場合には、装着者Ｐが前方に傾いている、すなわち、歩行ベルト２１３の速度に比べて装着者Ｐの歩行速度の方が速いと判断し、歩行ベルト２１３の速度を速くする。逆に、重心位置が所定の領域よりも後方にずれてしまった場合には、装着者Ｐが後方に傾いていると判断し、歩行ベルト２１３の速度を遅くする。
　また、重心位置が所定の領域を離れて左右にぶれている場合には、装着者Ｐの歩行が不安定になっていると判断し、装着者Ｐの安全に配慮して、歩行ベルト２１３の速度を徐々に遅くするとともに、免荷量を徐々に大きくする。
　ここでいう「所定の領域」とは、歩行動作中に重心位置が推移すべき領域であって、多数の者の歩行パターンをモニタリングして経験的に求められる理想的な領域を適用することもできるし、装着者Ｐの歩行動作の習熟度に応じて個別に領域を設定できるようにしても良い。
　例えば、装着者Ｐが安定した歩行を行う際に重心位置が推移する領域、すなわち上述の「所定の領域」は、図４（ａ）に示す２本の破線の間の領域であり、この領域内に重心位置（実線）があれば、装着者Ｐの歩行は安定していると判断できる。
　図４（ｂ）は、重心位置が「所定の領域」を外れ装着者Ｐの歩行が不安定な場合に、免荷装置２２０の免荷量や歩行ベルト２１３の速度を制御して、歩行を安定化させる例を示している。図４（ｂ）の地点Ａ１のように、足よりも重心が外側にずれている場合は、スラビライザ５３の方にほとんどの荷重がかかり、体が左右にぶれ過ぎていると判断できる。また、地点Ａ２のように、重心移動のタイミングが先にずれている場合は、体が前のめりぎみになっており、歩行ベルト２１３の速度が遅すぎると判断できる。このような判断に基づいて、地点Ａ３において免荷装置２２０の免荷量や歩行ベルト２１３の速度を制御することで、以降の装着者Ｐの歩行を安定化させることができる。
　また、装着者Ｐの歩行が安定している状態が持続していることが確認されたら（例えば、１分以上又は２０歩以上など予め設定された所定の期間、重心移動が上記所定の領域内で推移している場合）、徐々に免荷量を小さくしたり、徐々に歩行ベルト２１３の速度を上げたりするように制御することで、装着者Ｐに対する歩行の負荷を徐々に上げていき、歩行訓練をすることができる。
　免荷装置２２０が、吊り上げている装着者Ｐの体の傾きを検出できる場合は、制御装置１１０が、免荷装置２２０により検出された装着者Ｐの体の傾きに基づいて免荷量を制御するようにしてもよい。例えば、装着者Pの体幹部にジャイロセンサー等の傾き検出手段を取り付け、この検出信号に基づいて、装着者Ｐの体が傾いているか否か判断する。
　図５は、装着者Ｐを後側からみた斜視図である。装着式動作補助装置１００は、例えば、骨格筋の筋力低下により歩行が不自由な下肢運動機能障害者、又は、歩行運動のリハビリを行う患者などのように自力歩行が困難な人の歩行動作を補助（アシスト）する装置であり、脳からの信号により筋力を発生させる際に生じる生体信号（表面筋電位）を検出し、検出した生体信号に基づいてアクチュエータからの駆動力を装着者Ｐに付与するように作動する。
　装着式動作補助装置１００を装着した装着者Ｐは、自らの意思で歩行動作を行おうとすると、その際に発生した生体信号に応じて歩行動作に必要な駆動トルクがアシスト力として動作補助装置１００から付与される。従って、装着者Ｐは、自身の筋力が足りず歩行することができない場合であっても、自らの意思に基づく生体信号に応じて、アクチュエータから付与される駆動トルクとの合力によって、脚を動かして歩行することができる。
　その際、動作補助装置１００は、歩行動作に伴う重心の移動に応じて付与されるアシスト力が装着者Ｐの意思を反映するように制御している。そのため、動作補助装置１００のアクチュエータは、装着者Ｐの意思に反するような負荷を与えないように制御されており、装着者Ｐの動作を妨げない。
　図５に示すように、動作補助装置１００は、腰部フレーム１０、脚部フレーム１１～１４、締結ベルト２１～２４、パワーユニット３１～３４、筋電位センサ４１～４４、靴５１、５２及びコントロールユニット６０を有する。また、動作補助装置１００は、パワーユニット３１～３４やコントロールユニット６０等に電力を供給する電源（図示せず）を備える。電源は腰部フレーム１０に取り付けることができる。
　腰部フレーム１０は、装着者Ｐの腰回りを支持するためのフレームであり、装着者１の胴体に固定される。
　腰部フレーム１０には、パワーユニット３１、３２が腰部フレーム１０に対して回動自在となるように連結されている。パワーユニット３１、３２は、脚部フレーム１１、１２を介してパワーユニット３３、３４に連結される。パワーユニット３３、３４は、脚部フレーム１１、１２に対して回動自在となるように連結されている。
　靴５１、５２は、フレーム１３、１４を介してパワーユニット３３、３４に連結される。
　パワーユニット３１～３４は、大腿、下腿それぞれの関節（股関節、膝関節）に該当する部分に設けられる。フレーム１１、１２は装着者Ｐの腿外側に沿うように設けられ、フレーム１３、１４は装着者Ｐの脛外側に沿うように設けられる。従って、フレーム１１～１４は、装着者１の脚と同じ動作を行えるように構成されている。
　フレーム１１、１２は締結ベルト２１、２２により、装着者Ｐの腿に締結される。また、フレーム１３、１４は締結ベルト２３、２４により、装着者Ｐの膝下に締結される。
　パワーユニット３１～３４は、駆動モータを含み、駆動モータの回転軸が、ギヤを介して被駆動側となるフレーム１１～１４に駆動トルクを伝達する。この駆動トルクは、締結ベルト２１～２４を介して装着者１の脚にアシスト力として伝達される。
　駆動モータは、関節角度を検出する角度センサを有する。角度センサは、例えば、関節角度に比例したパルス数をカウントするロータリエンコーダにより構成される。角度センサは検出した関節角度をコントロールユニット６０へ出力する。
　パワーユニット３１～３４は、図２における関節角度検出手段１０３、駆動信号生成手段１３１及び駆動源１３２に相当する。
　筋電位センサ４１、４２は、装着者Ｐの尻に貼着され、大殿筋等の股関節の伸展にかかる筋肉の表面筋電位を検出する。
　筋電位センサ４３、４４は、装着者１の膝上後側に貼着され、大腿二頭筋等の膝関節の屈曲にかかる筋肉の表面電位を検出する。
　また、図示していないが、装着者Ｐの腿の付け根部分前側に貼着され、大腿直筋の等の股関節の屈曲にかかる筋肉の表面筋電位を検出する筋電位センサ、及び、装着者Ｐの膝上前側に貼着され、外側広筋又は内側広筋等の膝関節の伸展にかかる筋肉の表面筋電位を検出する筋電位センサも設けられている。
　筋電位センサは、検出した筋電位をコントロールユニット６０へ出力する。筋電位センサ４１～４４は、生体電位信号検出手段１０１に相当する。
　靴５１、５２には中敷センサ（図示せず）が設けられている。中敷センサは、例えば、右脚、左脚の前側、後側に対する反力を検出する反力センサを含む。反力センサは、例えば、印加された荷重に応じた電圧を出力する圧電素子からなり、重心位置等を検出することができる。中敷センサは、検出結果をコントロールユニット６０へ出力する。
　また、靴５１、５２の外側部には足関節の内反を防ぐスタビライザ５３が設けられている。さらに、スタビライザ５３の底部には、フレーム１１～１４を介して地面（床）にかかる荷重を検出し、コントロールユニット６０へ出力する荷重センサが搭載されている。この荷重センサと、靴５１、５２の中敷センサとが、図２の重心位置検出手段１０４に相当する。
　中敷センサは、靴５１、５２の内部に中敷きのように設けられるが、同様のセンサを靴５１、５２の内部でなく、靴底の裏（床に接する面）に設けるようにしてもよい。靴の中にセンサを設ける場合は、装着者Ｐの足裏にかかる荷重、すなわち、装着者Ｐ単体の重心位置を検出することができる。一方、靴底の裏にセンサを設ける場合は、靴底にかかる荷重、すなわち、装着者Ｐと装着式動作補助装置１００とを合わせた全体の重心位置を検出することができる。例えば、装着者Ｐが重度の障害を持っている場合、足の裏に体重がかかり難く、中敷きの位置で荷重を測定するよりも、靴底にかかる荷重を測定した方が、重心位置を精度良く検出でき、良好な歩行支援を行うことができる。
　歩行訓練システム１を利用して歩行訓練を行う装着者Ｐの歩行フェイズには、図６に示すように、片脚毎に、単脚支持期、両脚支持期、遊脚期の３つのフェイズがある。上述した随意制御手段１１１及び自律制御手段１１２により、右脚、左脚のそれぞれについて、フェイズ毎にアクチュエータの制御を切り替えることができる。
　具体的には、随意制御手段１１１が、生体電位信号検出手段１０１により検出された生体電位が閾値を超えたか否かに基づいて、装着者Ｐが脚を振り上げようとしているか否か判定する。また、自律制御手段１１２が、重心位置検出手段１０４により検出された足底荷重を用いて左右の足底荷重比率を算出し、この足底荷重比率が、左単脚支持、両脚支持、右単脚支持のいずれの状態を示すか判断する。
　そして、例えば、右脚の生体電位が閾値を超え、かつ足底荷重比率が左単脚支持を示す場合、制御装置１１０は、右脚に遊脚期のアシストを開始し、左脚には単脚支持期のアシストを開始する。逆に、左脚の生体電位が閾値を超え、かつ足底荷重比率が右単脚支持を示す場合、制御装置１１０は、左脚に遊脚期のアシストを開始し、右脚には単脚支持期のアシストを開始する。あるいはまた、足底荷重比率が両脚支持を示す場合、制御装置１１０は、両脚支持を維持するアシストを行う。
　次に、各歩行フェイズでのアシスト手法について説明する。
　人の歩行における両脚支持期では、両脚で体重を支えつつ次の遊脚の振り出しに備えて、前側の脚に体重を移す。本実施形態では、免荷装置２２０やアームフレーム２１６により上半身の姿勢が支えられるため、制御装置１１０は膝関節部のパワーユニット３３、３４にトルクを付与し、膝折れを防止する。股関節に対しては直立位になるようにフィードバック制御を行う。その際に、後ろ側の脚に対してフィードバック制御を行うと、装着者Ｐが体重を前側の脚に移すための動作の妨げになり得るので、前側の脚のみにフィードバック制御を行う。股関節部のパワーユニット３１、３２の角度センサの目標角度、目標角速度は共に０である。
　単脚支持期では、片脚で体重を支えつつ体幹を前に進める働きをする。膝関節は両脚支持期と同様に体重を支える役割があるので、両脚支持期と同じ制御を適用する。一方、股関節は体幹を前に進めるために伸展させる必要があるので、健常者の歩行時の股関節伸展の角度パターンを目標とした軌道追従制御を行う。
　遊脚期では、前半で膝と股関節が屈曲し、後半で伸展することで脚を前方に振り出して次の着地に備えるという一連の動作を行っている。本実施形態では、健常者の遊脚期の膝と股関節の角度、角速度の軌道パターンを目標として軌道追従制御を行う。
　続いて、歩行訓練システム１を利用して歩行訓練を行う方法を図７に示すフローチャートを用いて説明する。
　（ステップＳ１０１）装着式動作補助装置１００を装着する。
　（ステップＳ１０２）装着者Ｐが、トレッドミル２１０の歩行ベルト２１３上に乗り、免荷装置２２０に連結される。なお、装着式動作補助装置１００を予め免荷装置２２０に連結しておき、この状態で人間が装着式動作補助装置１００を装着する、言い換えれば免荷装置２２０に連結された装着式動作補助装置１００に乗り込むようにしてもよい。
　（ステップＳ１０３）装着者Ｐ又はオペレータが、入力部２３０を用いて免荷量を設定する。例えば５０％の免荷量が設定され、装着者Ｐの足にかかる荷重が低減される。
　（ステップＳ１０４）装着者Ｐ又はオペレータが、入力部２３０を用いて歩行ベルト２１３の初期速度を設定する。例えば０．２ｋｍ／ｈの速度が設定される。
　（ステップＳ１０５）生体電位信号検出手段１０１が、装着者Ｐの生体電位信号を検出する。また、重心位置検出手段１０４が装着者Ｐの左右の足底荷重を検出する。
　（ステップＳ１０６）制御装置１１０が、左右の足底荷重から足底荷重比率を算出し、左単脚支持、両脚支持、右単脚支持のいずれの状態であるかを判定する。また、制御装置１１０が、生体電位が閾値を超えたか否かに基づいて、装着者Ｐが脚を振り上げようとしているか否か判定する。
　（ステップＳ１０７）制御装置１１０が、ステップＳ１０７における判定結果に基づいて各脚の歩行フェイズを特定し、特定した歩行フェイズに対応したアシストを付与する。これにより、装着者Ｐは歩行を行うことが可能となる。
　（ステップＳ１０８）制御装置１１０が、装着者Ｐの歩行速度を算出する。具体的には、まず、装着者Ｐの足の長さ及び関節角度検出手段１０３により検出された関節角度の変遷から歩幅を求める。そして、求めた歩幅と、足が地面から離れてから着地するまでの時間とから、歩行速度を算出する。
　（ステップＳ１０９）ステップＳ１０８で算出した歩行速度に基づいて歩行ベルト２１３の速度を決定し、制御装置１１０がモータ２１８を制御する。例えば、装着者Ｐの歩行速度と歩行ベルト２１３の速度とが同じになるようにモータ２１８を制御する。
　（ステップＳ１１０）装着者Ｐの姿勢が安定しているか否か判定する。姿勢が安定していないと判定された場合はステップＳ１１１へ進み、姿勢が安定していると判定された場合はステップＳ１１２へ進む。例えば、重心位置検出手段１０４によって検出された重心位置が所定の領域から外れている場合、装着者Ｐの姿勢が安定していないと判定する。
　（ステップＳ１１１）制御装置１１０が免荷装置２２０の免荷量を制御し、装着者Ｐの姿勢を安定化させる。例えば、免荷量を大きくして装着者Ｐをさらに持ち上げるようにする。また、歩行ベルト２１３の速度を遅くしてもよい。
　（ステップＳ１１２）歩行ベルト２１３の速度を変更する場合はステップＳ１１３へ進み、変更しない場合はステップＳ１１４へ進む。
　（ステップＳ１１３）入力部２３０を用いて、歩行ベルト２１３の速度設定を変更する。例えば、歩行ベルト２１３の速度を歩行速度よりどの程度速くするかを入力部２３０に入力する。これ以降、ステップＳ１０９では、この設定に基づいて歩行ベルト２１３の速度を決定してモータ２１８を制御する。
　（ステップＳ１１４）免荷装置２２０による免荷量を変更する場合はステップＳ１１５へ進み、変更しない場合はステップＳ１１６へ進む。
　（ステップＳ１１５）入力部２３０を用いて、免荷量の設定を変更する。これにより、装着者Ｐの足にかかる荷重を調節し、装着者Ｐは所望の姿勢をとることができる。
　（ステップＳ１１６）歩行訓練を継続する場合はステップＳ１０５に戻る。
　このように、本実施形態に係る歩行訓練システムによれば、免荷装置２２０により装着者Ｐを吊り上げて姿勢を安定化させつつ、装着式動作補助装置１００により装着者Ｐに対してアシスト力を付与し歩行動作を補助する。また、装着式動作補助装置１００の制御装置１１０により、装着者Ｐの歩行速度に基づいてトレッドミル２１０の歩行ベルト２１３の速度を制御するとともに、装着者Ｐの重心位置や体の傾きに基づいて免荷装置２２０の免荷量を制御することができる。そのため、下肢の自力動作が困難な患者であっても、転倒の心配をせずに、安全に歩行訓練を行うことができる。
　上記実施形態では、重心位置検出手段１０４によって検出された重心位置や、免荷装置２２０によって検出された装着者Ｐの体の傾きに基づいて装着者Ｐの姿勢が安定か否か判断する例を説明したが、アームフレーム２１６に荷重センサを設け、この荷重センサにより検出された荷重が所定値以上になると装着者Ｐの姿勢が不安定になっていると判断するようにしてもよい。装着者Ｐは、姿勢が不安定になると、アームフレーム２１６に体重をかけ、姿勢を安定化させようとするためである。
　また、上記実施形態では、例えば、膝関節へのアシストであれば、大腿二頭筋や外側広筋または内側広筋のように対応する関節の屈曲及び伸展にかかる筋肉の筋電位を検出していたが、腹筋の筋電位を検出して、装着者Ｐの脚上げの意思を検知するようにしてもよい。これにより、大腿直筋などの主要な股関節屈筋群の近傍から随意的な生体電位信号を検出することが困難な場合でも、脚上げの意思を検知することができる。
　　また、上記実施形態では、制御装置１１０が装着者Ｐの歩行速度を算出し（ステップＳ１０８）、歩行ベルト２１３の速度が、算出した歩行速度に対応した速度となるようにモータ２１８を制御（ステップＳ１０９）していたが、これらの処理を省略してもよい。この場合、制御装置１１０は、装着者Ｐの姿勢安定性（重心位置）、又は入力部２３０を介した変更指示に基づいて、免荷量及び／又は歩行ベルト２１３の速度を制御する。
　（歩行訓練装置２００の第１変形例）上記実施形態に係る歩行訓練装置２００は、トレッドミル２１０を使用した据置型であったが、図８に示すように、左右一対の前輪２４０及び左右一対の後輪２４１を備えた自走式としてもよい。前輪２４０と後輪２４１とはフレーム２４２により連結され、支柱２１５はフレーム２４２に対して垂直に設けられる。
　モータ２１８（図２参照）が、前輪２４０又は後輪２４１の駆動を行い、歩行訓練装置２００は、装着者Ｐの歩行速度にあわせた速度で前後に移動することができる。制御装置１１０は、上記実施形態における歩行ベルト２１３の制御と同様に、自走式の歩行訓練装置２００の移動速度を制御することができる。
　このような構成にすることで、装着者Ｐは実際に床の上を歩きながら歩行訓練を行うことができる。
　また、アームフレーム２１６に荷重センサを設け、検出される荷重のバランスに応じて、前輪２４０または後輪２４１を駆動（回転）させ、歩行訓練装置２００の進行方向を右又は左方向に変えることができる。
　図８に示す構成は四輪であるが、三輪でもよいし、五輪以上でもよい。モータ２１８は、歩行訓練装置２００が前後方向に動けるように少なくともいずれか１つの車輪を駆動する。
　（歩行訓練装置２００の第２変形例）図９に示すように、免荷装置２２０が天井に設けられたレール２５０に沿って移動するようにしてもよい。駆動部２５１に吊り上げ用のハーネスの一端が連結されている。駆動部２５１には、ハーネスを持ち上げるサーボモータ２２１（図２参照）、レール２５０に沿って移動する車輪（図示せず）、及びこの車輪を回転させるモータ２１８（図２参照）が設けられている。駆動部２５１は、装着者Ｐの歩行速度にあわせた速度で移動する。
　このような構成によっても、装着者Ｐは実際に床の上を歩きながら歩行訓練を行うことができる。なお、装着者Ｐは姿勢を安定させるために杖２５２をつくことが好ましい。
　杖２５２に荷重センサを取り付け、装着者Ｐが杖２５２にどの程度体重をかけて歩行しているか検知できるようにしてもよい。荷重センサには、例えば、歪みセンサ（ストレインゲージ）を用いることができる。歪みセンサは、杖２５２に荷重がかかった際の歪みから、荷重を求める。このような荷重センサを杖２５２に取り付けることで、歩行時の装着者Ｐの重心の移動をより正確に検出することができる。
　上記実施形態及び変形例では、装着式動作補助装置１００の制御装置１１０がモータ２１８やサーボモータ２２１を制御する構成について説明したが、装着者Ｐの歩行速度に基づいてモータ２１８を制御したり、歩行者Ｐの姿勢に応じてサーボモータ２２１を制御したりする制御手段を歩行訓練装置２００に設けてもよい。この場合、制御手段は、装着式動作補助装置１００から装着者Ｐの歩行速度や姿勢（重心位置）についての情報を取得して、モータ２１８やサーボモータ２２１を制御する。
　上述した実施形態で説明した歩行訓練システム１０の少なくとも一部は、ハードウェアで構成してもよいし、ソフトウェアで構成してもよい。ソフトウェアで構成する場合には、歩行訓練システム１０の少なくとも一部の機能を実現するプログラムをフレキシブルディスクやＣＤ－ＲＯＭ等の記録媒体に収納し、コンピュータに読み込ませて実行させてもよい。記録媒体は、磁気ディスクや光ディスク等の着脱可能なものに限定されず、ハードディスク装置やメモリなどの固定型の記録媒体でもよい。
　また、歩行訓練システム１０の少なくとも一部の機能を実現するプログラムを、インターネット等の通信回線（無線通信も含む）を介して頒布してもよい。さらに、同プログラムを暗号化したり、変調をかけたり、圧縮した状態で、インターネット等の有線回線や無線回線を介して、あるいは記録媒体に収納して頒布してもよい。
　上記実施形態に係る装着式動作補助装置１００では、締結ベルト２１～２４が装着者Ｐの腿や膝下に直接締結されていたが、フレーム１１～１４を装着者Ｐの脚に固定するために、フレーム１１～１４に湾曲したカフを設け、このカフを腿や膝下の後ろ半面にあてがってから、締結ベルト２１～２４を巻き付けるようにしてもよい。このようなカフを用いることで、アクチュエータの力をより効率良く装着者Ｐの脚に伝えることができる。
　カフは腿及び膝下の後ろ側からあてがってもよいし、腿にあてがう向きと膝下にあてがう向きとを逆にしてもよい。通常の歩行動作では、脚を振り出して進むため、カフを腿及び膝下の後ろ側から当てることで、アクチュエータの力を効率良く脚に伝えることができる。しかし、装着者Ｐが重い障害を持っている場合は、腿のカフを後ろ側からあてがい、膝下のカフを前側からあてがうことが好ましい。障害が重い人は、脚に力が入り難く、膝が曲がった状態となりやすいため、下腿のカフは、後ろ側からあてがうより、前側からあてがう方が、効果的に重さを支えることができ、歩行動作を補助しやすくなるためである。
　なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
１０　歩行訓練システム
１００　装着式動作補助装置
１０１　生体電位信号検出手段
１０３　関節角度検出手段
１０４　重心位置検出手段
１１０　制御装置
１３１　駆動信号生成手段
１３２　駆動源（アクチュエータ）
２００　歩行訓練装置
２１０　トレッドミル
２２０　免荷装置

Claims (11)

  1. 　装着者の歩行フェイズを特定し、この歩行フェイズに応じた動力を前記装着者に付与する装着式動作補助装置と連携して動作する歩行訓練装置であって、
    　前記装着者を吊り上げて、足への荷重を免荷する免荷装置と、
    　前記装着者の歩行にあわせて移動可能な移動手段と、
    　前記装着式動作補助装置により検出された前記装着者の重心位置に基づいて、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御する制御部と、
    　を備える歩行訓練装置。
  2. 　前記制御部は、前記装着者の重心位置が所定領域から外れている場合に、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御することを特徴とする請求項１に記載の歩行訓練装置。
  3. 　前記制御部は、前記装着式動作補助装置から前記装着者の歩行速度を取得し、この歩行速度に基づいて前記移動手段の移動速度を制御することを特徴とする請求項１又は２に記載の歩行訓練装置。
  4. 　前記免荷装置は、前記装着者の体の傾きを検出し、
    　前記制御部は、前記免荷装置により検出された前記装着者の体の傾きに基づいて、前記移動手段の移動速度及び／又は前記免荷装置による免荷量を制御することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の歩行訓練装置。
  5. 　前記移動手段は、ローラの回転により循環するように移動する歩行ベルトを有するトレッドミルであり、
    　前記制御部は、前記ローラを回転させるモータを制御することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の歩行訓練装置。
  6. 　前記移動手段は車輪を有し、前記免荷装置とともに移動することができ、
    　前記制御部は、前記車輪を回転させるモータを制御することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の歩行訓練装置。
  7. 　前記車輪は、天井に設けられたレールに沿って移動することを特徴とする請求項６に記載の歩行訓練装置。
  8. 　装着者に対して動力を付与する駆動源と、
    　前記装着者の筋活動に伴う生体電位信号を検出する第１検出手段と、
    　前記装着者の関節の角度を検出する第２検出手段と、
    　前記装着者の足底荷重を検出する第３検出手段と、
    　前記生体電位信号に応じた動力を前記駆動源に発生させるための第１指令信号を生成する第１制御手段と、
    　前記関節の角度及び前記足底荷重に基づいて、前記装着者の歩行フェイズを特定し、このフェイズに応じた動力を前記駆動源に発生させるための第２指令信号を生成する第２制御手段と、
    　前記第１指令信号及び前記第２指令信号を合成して合成指令信号を生成する合成手段と、
    　前記合成指令信号に基づいて駆動電流を生成し、前記駆動源に供給する生成手段と、
    　前記装着者の歩行速度を算出する算出手段と、
    　を有する装着式動作補助装置と、
    　請求項１乃至７のいずれかに記載の歩行訓練装置と、
    　を備える歩行訓練システム。
  9. 　前記算出手段は、
    　前記装着者の足の長さと、前記第２検出手段により検出された前記装着者の関節の角度の変遷とから、前記装着者の歩幅を求め、
    　前記歩幅と、前記装着者の足が地面から離れてから着地するまでの時間とから、前記歩行速度を算出することを特徴とする請求項８に記載の歩行訓練システム。
  10. 　前記装着式動作補助装置は、
    　装着者の足に沿って装着され、互いに屈曲可能に連結された第１フレーム及び第２フレームと、
    　前記第１フレームに設けられ、前記装着者の腿部にあてがわれる第１カフと、
    　前記第２フレームに設けられ、前記装着者の膝下部にあてがわれる第２カフと、
    　を備えることを特徴とする請求項８又は９に記載の歩行訓練システム。
  11. 　前記第１カフは、前記装着者の腿部の後ろ側にあてがわれるように設けられ、前記第２カフは、前記装着者の膝下部の前側にあてがわれるように設けられることを特徴とする請求項１０に記載の歩行訓練システム。
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