特許 7209164 起立動作支援装置、起立動作支援装置の作動方法およびプログラム

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2023-01-12

(45)【発行日】2023-01-20

(54)【発明の名称】起立動作支援装置、起立動作支援装置の作動方法およびプログラム

(51)【国際特許分類】

   A61H 1/02 20060101AFI20230113BHJP

【ＦＩ】

A61H1/02 N

【請求項の数】 11

(21)【出願番号】P 2021035788

(22)【出願日】2021-03-05

(62)【分割の表示】P 2017047313の分割

【原出願日】2017-03-13

(65)【公開番号】P2021094415

(43)【公開日】2021-06-24

【審査請求日】2021-03-05

(31)【優先権主張番号】P 2016172297

(32)【優先日】2016-09-02

(33)【優先権主張国・地域又は機関】JP

(73)【特許権者】

【識別番号】314012076

【氏名又は名称】パナソニックＩＰマネジメント株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】100109210

【弁理士】

【氏名又は名称】新居 広守

(74)【代理人】

【識別番号】100137235

【弁理士】

【氏名又は名称】寺谷 英作

(74)【代理人】

【識別番号】100131417

【弁理士】

【氏名又は名称】道坂 伸一

(72)【発明者】

【氏名】嘉藤 佑亮

(72)【発明者】

【氏名】井上 剛

(72)【発明者】

【氏名】本山 裕之

(72)【発明者】

【氏名】小澤 順

【審査官】佐藤 智弥

(56)【参考文献】

【文献】特開２００５－２３００９９（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２００４－１９４７８０（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｈ １／０２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

ユーザの下腿の剛性を示す前記下腿の筋電値を計測する第１のセンサと、
前記ユーザの膝関節角度を計測する第２のセンサと、
少なくとも、計測された前記筋電値および前記膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、指示信号を出力し、不可能と判定した場合に、前記指示信号を出力しないプロセッサと、
前記プロセッサから前記指示信号が出力された場合に、前記ユーザの起立動作の支援を開始する支援機構と
を備える起立動作支援装置。

【請求項2】

前記第１のセンサは、前記下腿の筋電値として前脛骨筋の筋電値を計測する
請求項１に記載の起立動作支援装置。

【請求項3】

前記支援機構は、前記ユーザの膝の伸展を支援することによって前記起立動作を支援する
請求項１または２に記載の起立動作支援装置。

【請求項4】

前記プロセッサは、
計測された前記筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された前記膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件とが共に満たされている場合に、前記ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する
請求項１～３の何れか１項に記載の起立動作支援装置。

【請求項5】

前記第２の閾値は、６０°以上１００°以下である
請求項４に記載の起立動作支援装置。

【請求項6】

前記第２のセンサによって計測される前記ユーザの膝関節角度は、前記ユーザの左脚の膝関節角度と右脚の膝関節角度のうちの小さい方の角度である
請求項１～５の何れか１項に記載の起立動作支援装置。

【請求項7】

前記起立動作支援装置は、さらに、
前記ユーザの体幹前傾角度を計測する第３のセンサを備え、
前記プロセッサは、
計測された前記筋電値、膝関節角度および体幹前傾角度に基づいて、前記起立動作の支援開始が可能か否かを判定する
請求項１に記載の起立動作支援装置。

【請求項8】

前記体幹前傾角度は、鉛直方向と前記ユーザの体幹との間の角度であって、前記体幹が前記ユーザの前方に倒れるほど大きくなる角度である
請求項７に記載の起立動作支援装置。

【請求項9】

ユーザの下腿の剛性を示す前記下腿の筋電値を計測する第１のセンサと、
前記ユーザの膝関節角度を計測する第２のセンサと、
少なくとも、計測された前記筋電値および前記膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、前記起立動作を支援する支援機構に対して指示信号を出力し、不可能と判定した場合に、前記指示信号を出力しないプロセッサと
を備える起立動作支援装置。

【請求項10】

第１のセンサがユーザの下腿の剛性を示す前記下腿の筋電値を計測し、
第２のセンサが前記ユーザの膝関節角度を計測し、
プロセッサが、少なくとも、
（ｉ）計測された前記筋電値および前記膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、
（ｉｉ）可能と判定された場合に、前記起立動作を支援する支援機構に対して指示信号を出力し、不可能と判定した場合に、前記指示信号を出力しない
起立動作支援装置の作動方法。

【請求項11】

ユーザの下腿の剛性を示す前記下腿の筋電値を取得し、
前記ユーザの膝関節角度を取得し、
少なくとも、取得された前記筋電値および前記膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、前記起立動作を支援する支援機構に対して指示信号を出力し、不可能と判定した場合に、前記指示信号を出力しない
ことをコンピュータに実行させるためのプログラム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本開示は、ユーザの起立動作を支援する起立動作支援装置などに関する。

【背景技術】

【0002】

従来、ユーザの下肢に装着され、そのユーザの膝または腰などに配置されたアクチュエータを駆動させることで、そのユーザの起立動作を支援する起立動作支援装置（脚補助装具）が提供されている（例えば、特許文献１参照）。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【文献】特開２０１０－２５３０４８号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

しかしながら、上記特許文献１の起立動作支援装置では、ユーザの起立動作を適切に支援することができないという問題がある。

【0005】

そこで、本開示では、ユーザの起立動作を適切に支援することができる起立動作支援装置を提供する。

【課題を解決するための手段】

【0006】

本開示の一態様に係る起立動作支援装置は、ユーザの下腿の剛性を示す前記下腿の筋電値を計測する第１のセンサと、前記ユーザの前記膝関節角度を計測する第２のセンサと、少なくとも、計測された前記筋電値および膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、指示信号を出力し、不可能と判定した場合に、前記指示信号を出力しないプロセッサと、前記プロセッサから前記指示信号が出力された場合に、前記ユーザの起立動作の支援を開始する支援機構とを備える。

【0007】

なお、これらの包括的または具体的な態様は、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたはコンピュータ読み取り可能なＣＤ－ＲＯＭなどの記録媒体で実現されてもよく、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムおよび記録媒体の任意な組み合わせで実現されてもよい。

【発明の効果】

【0008】

本開示の起立動作支援装置は、ユーザの起立動作を適切に支援することができる。

【図面の簡単な説明】

【0009】

【図1A】図１Ａは、実施の形態１に係る起立動作支援装置の概略的な機能ブロック図である。

【図1B】図１Ｂは、実施の形態１に係る起立動作支援方法の概略的なフローチャートである。

【図2】図２は、実施の形態１に係る起立動作支援装置の具体的な機能ブロック図である。

【図3】図３は、実施の形態１に係る筋電計測部に含まれる筋電センサの一例を示す図である。

【図4】図４は、実施の形態１に係る、アンプから出力される計測電圧、整流回路から出力される整流電圧、およびフィルタ回路から出力されるフィルタ処理電圧のそれぞれの波形の一例を示す図である。

【図5A】図５Ａは、実施の形態１に係る、ユーザの上半身の体幹前傾角度の一例を示す図である。

【図5B】図５Ｂは、実施の形態１に係る、体幹角度計測部がユーザに装着された状態の一例を示す図である。

【図6】図６は、実施の形態１に係る、ユーザが起立動作を行うときに体幹角度計測部によって計測される角速度と体幹前傾角度とを示す図である。

【図7】図７は、実施の形態１に係る支援機構の具体的な構成の一例を示す図である。

【図8】図８は、実施の形態１に係る記憶部に格納されている情報の一例を示す図である。

【図9A】図９Ａは、実施の形態１に係る記憶部に格納されている情報の他の例を示す図である。

【図9B】図９Ｂは、実施の形態１に係る記憶部に格納されている情報の他の例を示す図である。

【図10A】図１０Ａは、実施の形態１に係る、前脛骨筋の筋電値の波形および第１の閾値の例を示す図である。

【図10B】図１０Ｂは、実施の形態１に係る、体幹前傾角度の波形および第３の閾値の例を示す図である。

【図11A】図１１Ａは、実施の形態１に係る起立動作支援装置の処理のフローチャートを示す図である。

【図11B】図１１Ｂは、図１１ＡのステップＳ１３０のより詳細な処理のフローチャートである。

【図12A】図１２Ａは、実施の形態２に係る起立動作支援装置の概略的な機能ブロック図である。

【図12B】図１２Ｂは、実施の形態２に係る起立動作支援方法の概略的なフローチャートを示す図である。

【図13】図１３は、実施の形態２の変形例１に係る起立動作支援装置の機能ブロック図である。

【図14】図１４は、実施の形態２の変形例１に係る膝角度計測部の配置および膝関節角度の一例を示す図である。

【図15A】図１５Ａは、起立動作の支援開始時にユーザがバランスを崩してしまう例を示す図である。

【図15B】図１５Ｂは、起立動作の失敗の例を示す図である。

【図16】図１６は、実験の状況を示す図である。

【図17】図１７は、起立動作直前の膝関節角度が６５度と９５度であったときの起立動作における筋活動量の計測結果の一例を示す図である。

【図18】図１８は、複数の膝関節角度のそれぞれで起立動作が行われるときの前脛骨筋の筋活動量の最大値を示す図である。

【図19】図１９は、実施の形態２の変形例１に係る判定部による第１の閾値の変更の例を示す図である。

【図20】図２０は、実施の形態２の変形例１に係る起立動作支援装置の処理のフローチャートである。

【図21】図２１は、実施の形態２の変形例１に係るステップＳ１３２の詳細な処理の一例を示す図である。

【図22】図２２は、実施の形態２の変形例１に係るステップＳ１３２の詳細な処理の他の例を示す図である。

【図23】図２３は、図２０のステップＳ１３０のより詳細な処理を示すフローチャートである。

【図24】図２４は、実施の形態２の変形例２に係る起立動作支援装置の機能ブロック図である。

【図25】図２５は、起立動作の支援が行われているときにユーザがバランスを崩してしまう例を示す図である。

【図26】図２６は、起立動作の支援が行われているときの膝関節角度および体幹大腿角度の変化の一例を示す図である。

【図27】図２７は、実施の形態２の変形例２に係る起立動作支援装置の処理のフローチャートである。

【図28】図２８は、図２７のステップＳ１８０のより詳細な処理のフローチャートである。

【発明を実施するための形態】

【0010】

（本開示の基礎となった知見）
本発明者は、「背景技術」の欄において記載した、特許文献１の起立動作支援装置に関し、以下の問題が生じることを見出した。

【0011】

特許文献１のようなユーザの下肢に装着される起立動作支援装置では、起立動作の支援を行った際、ユーザがバランスを崩して転倒しないように気をつけなければならない。バランスを崩す主な原因としては、起立動作支援装置によって想定されている起立前の姿勢をユーザが正しくできていないことが挙げられる。そのため、起立動作支援装置は、支援を開始する前に、ユーザの姿勢を認識し、ユーザが転倒することなく起立できるかを判断する必要がある。そこで、特許文献１の起立動作支援装置は、支援を開始する前に、ユーザの腰位置に対する各足の水平方向の相対位置を計測する。そして、その起立動作支援装置は、その相対位置が予め決められた範囲内にあって、かつ、ユーザの各足が接地している場合に、ユーザの起立動作の支援を開始する。

【0012】

特許文献１の起立動作支援装置は、接地センサによってユーザの各足が接地しているか否かを判断している。しかしながら、起立動作を支援するためには、ユーザの各足が接地していたとしても、ユーザが脚に力を入れて下腿に強い剛性を持たせている必要がある。もし、ユーザの各足が接地していても下腿に強い剛性がなければ、起立動作支援装置が起立動作の支援を開始することによってユーザの膝を伸展させても、ユーザを起立させることができず、下腿を前方に移動させてしまうことになる。また、下腿に強い剛性があっても、ユーザの膝が適切に曲がっていなければ、ユーザを起立させることが困難になってしまう。

【0013】

このような問題を解決するために、本開示の一態様に係る起立動作支援装置は、ユーザの下腿の筋電値を計測する第１のセンサと、前記ユーザの膝関節角度を計測する第２のセンサと、少なくとも、計測された前記筋電値および膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、指示信号を出力するプロセッサと、前記プロセッサから前記指示信号が出力された場合に、前記ユーザの起立動作の支援を開始する支援機構とを備える。例えば、前記支援機構は、前記ユーザの膝の伸展を支援することによって前記起立動作を支援する。具体的には、前記プロセッサは、計測された前記筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された前記膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件とが共に満たされている場合に、前記ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する。

【0014】

これにより、ユーザの下腿の筋電値および膝関節角度に基づいて、そのユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定されるため、ユーザの下腿に強い剛性があり、ユーザが膝を適切に曲げているときに、起立動作の支援を開始することができる。したがって、起立動作の失敗などの発生を抑えて、ユーザの起立動作を適切に支援することができ、ユーザを安定した状態で起立させることができる。

【0015】

また、前記第１のセンサは、前記下腿の筋電値として前脛骨筋の筋電値を計測してもよい。

【0016】

これにより、ユーザの下腿に強い剛性があるタイミングに、起立動作の支援をより適切に開始することができ、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0017】

また、前記第２の閾値は、６０°以上１００°以下であってもよい。

【0018】

これにより、ユーザが膝を適切に曲げているとき、すなわち、ユーザが容易に立ち上がれる状態にあるときに、起立動作の支援を開始することができる。その結果、起立動作の失敗などの発生をより抑えることができる。

【0019】

また、前記第２のセンサによって計測される前記ユーザの膝関節角度は、前記ユーザの左脚の膝関節角度と右脚の膝関節角度のうちの小さい方の角度であってもよい。

【0020】

これにより、ユーザの左脚および右脚のうち、起立動作のときに力がかかる脚の膝関節角度に基づいて、起立動作の支援開始が可能か否かが判定されるため、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0021】

また、前記起立動作支援装置は、さらに、前記ユーザの体幹前傾角度を計測する第３のセンサを備え、前記プロセッサは、計測された前記筋電値、膝関節角度および体幹前傾角度に基づいて、前記起立動作の支援開始が可能か否かを判定してもよい。ここで、例えば、前記体幹前傾角度は、鉛直方向と前記ユーザの体幹との間の角度であって、前記体幹が前記ユーザの前方に倒れるほど大きくなる角度である。

【0022】

ここで、ユーザが起立するためには上半身（すなわち体幹）を前へ傾ける必要がある。もし、ユーザの上半身が十分に前へ傾けられていない場合に、起立動作の支援が開始されると、ユーザが後方へ転倒する危険がある。しかし、特許文献１の起立動作支援装置では、ユーザの上半身の姿勢を考慮することなく、起立動作の支援を開始している。したがって、上述のような危険が生じる可能性がある。

【0023】

しかし、上記本開示の一態様に係る起立動作支援装置では、上述のように、ユーザの下腿の筋電値、膝関節角度および体幹前傾角度に基づいて、そのユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定される。その結果、ユーザが上半身を前に傾けているときに、起立動作の支援を開始することができる。したがって、ユーザの転倒などの発生を抑えて、ユーザの起立動作をより適切に支援することができ、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0024】

また、前記プロセッサは、計測された前記筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された前記膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件と、計測された前記体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、前記ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定してもよい。

【0025】

これにより、膝関節角度が大きく、かつ体幹前傾角度が小さい場合には、ユーザの起立動作の支援が開始されず、膝関節角度が小さく、かつ体幹前傾角度が大きい場合に、ユーザの起立動作の支援が開始される。したがって、ユーザが脚を前に伸ばして膝関節角度を大きくしているときに、起立動作の支援が開始されてしまうことによって、ユーザがバランスを崩して転倒してしまうなどの危険を抑えることができる。さらに、ユーザが上半身を前に傾けていないときに、起立動作の支援が開始されてしまうことによって、ユーザが後方へ転倒してしまうなどの危険を抑えることができる。

【0026】

また、前記プロセッサは、さらに、計測された前記膝関節角度が小さいほど第１の閾値が小さくなるように、前記第１の閾値を設定し、計測された前記筋電値が前記第１の閾値以上である第１の条件と、計測された前記体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、前記ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定してもよい。

【0027】

これにより、膝関節角度が大きい場合には、ユーザの下腿により強い剛性がなければ、ユーザの起立動作の支援が開始されず、膝関節角度が小さい場合には、ユーザの下腿の剛性が弱くても、ユーザの起立動作の支援が開始される。したがって、ユーザが脚を前に伸ばして膝関節角度を大きくしているときに、ユーザの下腿の剛性が十分に強くないにもかかわらず起立動作の支援が開始されてしまうことによって、ユーザがバランスを崩して転倒してしまうなどの危険を抑えることができる。

【0028】

また、前記プロセッサは、さらに、計測された前記筋電値および体幹前傾角度がそれぞれ周期的に変化している場合に、前記ユーザに膝を曲げることを促すための報知信号を出力してもよい。

【0029】

下腿の筋電値および体幹前傾角度がそれぞれ周期的に変化している場合には、ユーザは、起立を試みているが、膝関節角度が大きいために、起立することができず、その行為を繰り返している状況にある。このような状況には、ユーザに膝を曲げることを促すための報知信号が出力される。この報知信号によって、例えば、膝を曲げることを促す音声または文字がユーザに提示される。その提示によって、ユーザは膝を曲げる。膝が曲がると、すなわち膝関節角度が小さくなると、第１の閾値は小さく設定されるため、第１の条件が満たされ易くなる。その結果、起立動作の支援開始が可能であると判定されて、ユーザは支援機構による起立動作の支援を受けることができ、容易に起立することができる。

【0030】

また、前記起立動作支援装置は、さらに、前記ユーザの体幹と大腿との間の角度である体幹大腿角度を計測する第４のセンサを備え、前記プロセッサは、前記起立動作時に計測された前記膝関節角度および体幹大腿角度のそれぞれの変化に基づいて、前記第１の閾値を変更してもよい。例えば、前記プロセッサは、前記起立動作時に計測された前記体幹大腿角度の変化率が前記膝関節角度の変化率よりも大きい場合に、前記第１の閾値をより大きい値に変更してもよい。

【0031】

起立動作時に計測された体幹大腿角度の変化率が膝関節角度の変化率よりも大きい場合には、ユーザは起立動作時に不安定な状態になっていると想定される。したがって、このような場合に、第１の閾値をより大きい値に変更することによって、次にユーザが起立動作を行うときには、その変更された第１の閾値を用いて判定されたタイミングで起立動作の支援が開始される。したがって、起立動作の支援が開始されるタイミングを遅らせることができ、その結果、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0032】

また、本開示の一態様に係る起立動作支援装置は、ユーザの下腿の筋電値を計測する第１のセンサと、前記ユーザの膝関節角度を計測する第２のセンサと、少なくとも、計測された前記筋電値および膝関節角度に基づいて、前記ユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、前記起立動作を支援する支援機構に対して指示信号を出力するプロセッサとを備えてもよい。

【0033】

これにより、上述と同様に、ユーザの起立動作を適切に支援することができ、ユーザを安定した状態で起立させることができる。

【0034】

以下、実施の形態について、図面を参照しながら具体的に説明する。

【0035】

なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも包括的または具体的な例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置および接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本開示を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。

【0036】

また、各図は、模式図であり、必ずしも厳密に図示されたものではない。また、各図において、同じ構成部材については同じ符号を付している。

【0037】

（実施の形態１）
［概要］
図１Ａに、本実施の形態に係る起立動作支援装置の概略的な機能ブロック図を示す。図１に示すように、起立動作支援装置１０は、第１のセンサ１１と、第３のセンサ１２ａと、プロセッサ１５と、支援機構１７とを備える。

【0038】

第１のセンサ１１は、ユーザの下腿の筋電値を計測する。第３のセンサ１２ａは、そのユーザの体幹前傾角度を計測する。プロセッサ１５は、計測された筋電値および体幹前傾角度に基づいて、そのユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、指示信号を出力する。支援機構１７は、プロセッサ１５から指示信号が出力された場合に、ユーザの起立動作の支援を開始する。なお、本実施の形態に係る起立動作支援装置１０は、支援機構１７を備えるが、支援機構１７を備えていなくてもよい。

【0039】

図１Ｂに、本実施の形態に係る起立動作支援方法の概略的なフローチャートを示す。この起立動作支援方法では、まず、第１のセンサ１１がユーザの下腿の筋電値を計測する（ステップＳ１１）。次に、第３のセンサ１２ａがそのユーザの体幹前傾角度を計測する（ステップＳ１２ａ）。次に、プロセッサ１５が、計測された筋電値および体幹前傾角度に基づいて、そのユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定する（ステップＳ１３）。ここで、プロセッサ１５が可能と判定した場合に（ステップＳ１３のＹＥＳ）、支援機構１７は、そのユーザの起立動作の支援を開始する（ステップＳ１４）。

【0040】

これにより、ユーザの下腿の筋電値および体幹前傾角度に基づいて、そのユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定されるため、ユーザの下腿に強い剛性があり、ユーザが上半身を前に傾けているときに、起立動作の支援を開始することができる。したがって、ユーザの転倒または起立動作の失敗などの発生を抑えて、ユーザの起立動作を適切に支援することができ、ユーザを安定した状態で起立させることができる。

【0041】

以下、このような起立動作支援装置および起立動作支援方法の詳細について説明する。

【0042】

［装置構成］
図２に、本実施の形態に係る起立動作支援装置の具体的な機能ブロック図を示す。図２に示すように、起立動作支援装置１００は、筋電計測部１０１、体幹角度計測部１０２、タイマー１０３、計測処理部１０９、記憶部１０４、判定部１０５、支援要求部１０６、および支援機構１０７を備える。なお、図２に示す起立動作支援装置１００は、図１Ａに示す起立動作支援装置１０をより具体化した装置である。また、図２に示す筋電計測部１０１、体幹角度計測部１０２および判定部１０５は、それぞれ図１Ａに示す第１のセンサ１１、第３のセンサ１２ａ、およびプロセッサ１５に相当する。また、図２に示す支援機構１０７は、図１Ａに示す支援機構１７に相当する。

【0043】

［筋電計測部１０１］
筋電計測部１０１は、上述の下腿の筋電値として前脛骨筋の筋電値を計測する。すなわち、筋電計測部１０１は、ユーザの下肢（具体的には下腿）に配置された電極を用いて、ユーザの前脛骨筋の筋電値を計測する。ここで、筋電値は、その電極から直接得られる計測値であってもよく、その計測値から算出または処理された値であってもよい。なお、筋電計測部１０１は、ユーザの両脚の前脛骨筋の筋電値を計測する。

【0044】

図３に、筋電計測部１０１に含まれる筋電センサの一例を示す。筋電計測部１０１は、例えば２つの筋電センサ１０１１を備え、一方の筋電センサ１０１１がユーザの右脚の前脛骨筋の筋電値を計測し、他方の筋電センサ１０１１がユーザの左脚の前脛骨筋の筋電値を計測する。

【0045】

図３に示すように、筋電センサ１０１１は、例えば２つの電極１０１２ａおよび１０１２ｂと、アンプ１０１４と、整流回路１０１３と、フィルタ回路１０１５とを有する。

【0046】

電極１０１２ａおよび１０１２ｂは、ユーザの前脛骨筋の直上の皮膚に配置される。なお、前脛骨筋は下腿前面の外側浅層に位置する筋肉である。例えば、電極１０１２ａと電極１０１２ｂとの間の距離は、１０～３０ｍｍ程度である。

【0047】

アンプ１０１４は、例えば差動増幅回路である。アンプ１０１４は、電極１０１２ａを用いて測定された電位Ｖ１と、電極１０１２ｂを用いて測定された電位Ｖ２との差分電圧を増幅し、増幅された差分電圧を計測電圧として出力する。電位Ｖ１は、アースと電極１０１２ａとの間の電位差であり、電位Ｖ２は、アースと電極１０１２ｂとの間の電位差である。

【0048】

整流回路１０１３は、アンプ１０１４から出力される計測電圧に対して全波整流することによって、全波整流された計測電圧を整流電圧として出力する。フィルタ回路１０１５は、整流電圧に対して低域周波数通過フィルタ（すなわちローパスフィルタ）処理を行うことによって、低域周波数通過フィルタ処理された整流電圧をフィルタ処理電圧として出力する。

【0049】

筋電計測部１０１は、２つの筋電センサ１０１１のそれぞれから出力されるフィルタ処理電圧の平均値、最大値または最小値を、前脛骨筋の筋電値として計測する。

【0050】

図４に、アンプ１０１４から出力される計測電圧、整流回路１０１３から出力される整流電圧、およびフィルタ回路１０１５から出力されるフィルタ処理電圧のそれぞれの波形の一例を示す。なお、図４において、縦軸は電圧（μＶ）であり、横軸は時間（ｓｅｃ）である。

【0051】

アンプ１０１４は、図４の（ａ）に示すような波形の計測電圧を出力する。整流回路１０１３は、図４の（ｂ）に示すように、図４の（ａ）に示す波形の計測電圧に対して全波整流を行う。次に、フィルタ回路１０１５は、図４の（ｃ）に示すように、全波整流された波形の包絡線を得るため、図４の（ｂ）に示す全波整流された波形に対して低域周波数通過フィルタ処理を行う。

【0052】

なお、ローパスフィルタ処理によって通過される周波数帯域は、例えば２Ｈｚ以下の帯域である。この処理により、整流電圧に含まれる２Ｈｚより大きな周波数成分は減衰する。なお、このようなローパスフィルタ処理された整流電圧の波形を、前脛骨筋の活動波形ともいう。前脛骨筋の活動波形に含まれる各時刻における値を、その時刻における前脛骨筋の活動値ともいう。

【0053】

また、筋電計測部１０１によって計測される筋電値は、上述のように、電極１０１２ａおよび１０１２ｂから直接得られる計測値であってもよく、その計測値に応じた値であってもよい。その計測値に応じた値は、直接得られる計測値に対して増幅、全波整流、またはローパスフィルタ処理などの処理を行うことによって得られる値である。

【0054】

［体幹角度計測部１０２］
体幹角度計測部１０２は、ユーザの上半身の体幹前傾角度を計測する。

【0055】

図５Ａに、ユーザの上半身の体幹前傾角度の一例を示す。体幹前傾角度は、図５Ａに示すように、鉛直方向に対するユーザの体幹の角度６０１である。すなわち、体幹前傾角度は、鉛直方向とユーザの体幹との間の角度であって、体幹がユーザの前方に倒れるほど大きくなる角度である。なお、ユーザの体幹は、例えばユーザの背骨である。

【0056】

体幹角度計測部１０２の具体的なハードウェアの一例は、９軸センサである。９軸センサは、加速度センサ、角速度センサ、および地磁気センサを有する。これらの加速度センサ、角速度センサ、および地磁気センサは、それぞれ加速度計側回路、角速度計測回路、および地磁気計測回路を有する。９軸センサにより鉛直方向に対する体幹の角度を体幹前傾角度として計算可能である。また、９軸センサの角速度センサのみを用いる場合には、キャリブレーションと角速度センサの計測値の積算とを行うことにより、体幹前傾角度を計算することができる。

【0057】

図５Ｂに、体幹角度計測部１０２がユーザに装着された状態の一例を示す。体幹角度計測部１０２は、椅子６０３に座っているユーザの腰に配置されている。また、図５Ｂに示すように、センサのｘ軸、ｙ軸およびｚ軸が設定されている。ｘ軸は、例えば鉛直方向に沿う軸であり、上向きがプラスの向きである。ｙ軸方向は、例えばｘ軸に垂直であってユーザの左右方向に沿う軸であり、左向きがプラスの向きである。ｚ軸方向は、例えばｘ軸に垂直であってユーザの前後方向に沿う軸であり、後向きがプラスの向きである。加速度センサは、ｘ軸方向、ｙ軸方向およびｚ軸方向のそれぞれの体幹角度計測部１０２の加速度を計測する。地磁気センサは、ｘ軸方向、ｙ軸方向およびｚ軸方向のそれぞれの地磁気強度を計測する。角速度センサは、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸のそれぞれを回転中心として体幹角度計測部１０２が回転する角速度を計測する。

【0058】

図６に、ユーザが起立動作を行うときに体幹角度計測部１０２によって計測される、ｙ軸を回転中心とした角速度と、体幹前傾角度とを示す。図６のグラフにおける実線は、体幹角度計測部１０２の角速度センサによって計測された、ユーザが起立動作時に前屈運動をした際のｙ軸を回転中心とした角速度６０４を示す。図６のグラフにおける点線は、その計測された角速度６０４の積算によって得られる体幹前傾角度６０５を示す。この図６に示すように、体幹前傾角度６０５はユーザが前屈するに従い大きくなり、前屈後、もとの姿勢に戻るに従って小さくなる。

【0059】

なお、角速度センサは、角速度の変化量を直接的に計測し、その変化量を角速度計測回路によって積分することによって角速度を計測する。体幹角度計測部１０２は、角速度センサによって計測された角速度の累積値を初期角度に加えた値として体幹前傾角度を計測する。初期角度は、キャリブレーションにより設定されてもよく、体幹角度計測部１０２が有する内部メモリに、予め保持されていてもよい。また、体幹角度計測部１０２は、予め保持している初期角度を、キャリブレーションにより修正してもよい。例えば、起立動作支援装置１００は、ｘ軸方向（鉛直方向）に沿って体幹角度計測部１０２を配置するようにユーザへ指示し、指示後の体幹角度計測部１０２によって計測される体幹前傾角度を初期角度（すなわち０ｄｅｇ）に設定する。

【0060】

また、体幹角度計測部１０２によって計測される体幹前傾角度は、９軸センサから直接得られる計測値から算出される角度であってもよく、その計測値に応じた値から算出される角度であってもよい。その計測値に応じた値は、直接得られる計測値に対して増幅、整流またはフィルタ処理などの処理を行うことによって得られる値である。

【0061】

［支援要求部１０６］
支援要求部１０６は、ユーザの動きまたは操作に応じて、支援機構１０７に対して起立動作の支援開始を要求する。例えば、支援要求部１０６は、ボタンの操作によって支援開始を要求する、あるいは音声による操作によって支援開始を要求する。具体的には、起立動作支援装置１００に配置されたボタンがユーザによって押下されると、支援要求部１０６は、起立動作の支援開始を支援機構１０７に要求する。または、ユーザがキーワードを発声し、起立動作支援装置１００に配置された音声認識回路がそのキーワードを認識すると、支援要求部１０６は、起立動作の支援開始を要求する。

【0062】

［支援機構１０７］
支援機構１０７は、ユーザの膝の伸展を支援することによって起立動作を支援する。このような支援機構１０７は、支援要求部１０６から支援開始の要求を受けると、判定部１０５による現在の判定結果を取得する。その判定結果が支援開始可能を示す場合に、支援機構１０７は、ユーザの起立動作の支援を開始する。なお、支援開始可能を示す判定結果は、上述の指示信号として、プロセッサである判定部１０５から支援機構１０７に出力される。支援機構１０７は、プロセッサから指示信号が出力された場合に、ユーザの起立動作の支援を開始する。

【0063】

また、支援機構１０７は、上述のように、支援要求部１０６から支援開始の要求を受けると、判定部１０５による現在の判定結果を取得するが、常時、現在の判定結果を取得していてもよい。この場合、支援機構１０７は、その現在の判定結果が支援開始可能を示すときに、支援要求部１０６から支援開始の要求を受けると、ユーザの起立動作の支援を開始する。

【0064】

このような支援機構１０７は、例えば、ユーザの下肢に装着されるロボットまたはアシストスーツである。

【0065】

図７に、支援機構１０７の具体的な構成の一例を示す。図７に示すように、支援機構１０７は、上部骨格１０６１と、下部骨格１０６２と、動力部１０６３とを有する。上部骨格１０６１は、下部骨格１０６２に対して動力部１０６３を介して回動自在に接続される。

【0066】

上部骨格１０６１は、ユーザの下肢の大腿に固定される。下部骨格１０６２は、ユーザの下肢の足（ｆｏｏｔ）または下腿に固定される。上部骨格１０６１および下部骨格１０６２は、それぞれ固定装具１０６５および１０６６を有し、その固定装具によりユーザに固定される。固定装具１０６５および１０６６は、例えば、テープ（Ａ ｈｏｏｋ ａｎｄ ｌｏｏｐ ｆａｓｔｅｎｅｒ）またはベルトである。固定装具１０６５および１０６６は紐状であってもよい。動力部１０６３は、例えば、モータと電源とを有する。

【0067】

ここで、大腿とは、脚（ｌｅｇ）のうち、膝より上の部分に相当する。下腿とは、脚（ｌｅｇ）のうち、膝から足首までの部分に相当する。

【0068】

動力部１０６３は、図７に示すように、上部骨格１０６１および下部骨格１０６２の間（またはユーザの膝）を中心として、ユーザの膝を伸展させる方向（矢印１０６４の方向）に、上部骨格１０６１を動かす。これにより、ユーザの起立動作を支援することができる。

【0069】

なお、支援機構１０７がユーザに装着される布状のアシストスーツの場合には、上部骨格１０６１と、下部骨格１０６２とは、それぞれ布に含まれていてもよい。

【0070】

［タイマー１０３］
タイマー１０３は、現在の時刻を計時し、その計時された時刻を示す時刻信号を計測処理部１０９に出力する。例えば、タイマー１０３は、０．０１秒ごとに現在の時刻を示す時刻信号を出力する。

【0071】

［記憶部１０４］
記憶部１０４は、前脛骨筋の筋電値および体幹前傾角度を記憶するための記憶領域を有する記憶媒体であって、例えばハードディスクまたはメモリなどからなる。

【0072】

［計測処理部１０９］
計測処理部１０９は、タイマー１０３から出力された時刻信号によって示される時刻と、その時刻において筋電計測部１０１によって計測された前脛骨筋の筋電値と、その時刻において体幹角度計測部１０２によって計測された体幹前傾角度とを取得する。そして、計測処理部１０９は、その時刻と筋電値と体幹前傾角度とを対応付けて記憶部１０４に格納する。

【0073】

図８に、記憶部１０４に格納されている情報の一例を示す。

【0074】

計測処理部１０９は、時刻信号によって示される時刻「１３：４５：３０．００」と、その時刻における前脛骨筋の筋電値「０．０００６３９Ｖ」と、その時刻における体幹前傾角度「１８．３２ｄｅｇ」とを対応付けて記憶部１０４に格納する。また、計測処理部１０９は、例えば０．０１秒ごとに、そのときの時刻と筋電値と体幹前傾角度とを対応付けて記憶部１０４に格納してもよい。また、計測処理部１０９は、ユーザの識別情報であるユーザＩＤを取得し、そのユーザＩＤを、時刻、筋電値および体幹前傾角度に対応付けて記憶部１０４に格納してもよい。また、内側広筋の筋電値が計測されている場合には、計測処理部１０９は、その内側広筋の筋電値も、その筋電値が計測された時刻に対応付けて記憶部１０４に格納してもよい。

【0075】

図９Ａおよび図９Ｂに、記憶部１０４に格納されている情報の他の例を示す。

【0076】

タイマー１０３は、上述のように時刻信号を出力する代わりに、クロック信号を出力してもよい。この場合、計測処理部１０９は、そのクロック信号に基づく第１の時間間隔（例えば０．００１秒）の経過ごとに、その経過時の時刻を算出し、その時刻において計測された前脛骨筋の筋電値を筋電計測部１０１から取得する。そして、計測処理部１０９は、図９Ａに示すように、筋電値が取得された取得順と、その筋電値と、その筋電値が取得されるときに算出された時刻とを対応付けて記憶部１０４に格納する。例えば、計測処理部１０９は、取得順「１」と、最初に取得された筋電値と、基準時刻（例えば、０ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。さらに、計測処理部１０９は、取得順「２」と、２番目に取得された筋電値と、時刻「基準時刻＋第１の時間間隔」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。さらに、計測処理部１０９は、取得順「３」と、３番目に取得された筋電値と、時刻「基準時刻＋第１の時間間隔×２」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。このように、計測処理部１０９は、取得順「ｎ」と、ｎ番目に取得された筋電値と、時刻「基準時刻＋第１の時間間隔×（ｎ－１）」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する（ｎは自然数）。

【0077】

同様に、計測処理部１０９は、クロック信号に基づく第２の時間間隔（例えば０．０１秒）の経過ごとに、その経過時の時刻を算出し、その時刻において計測された体幹前傾角度を体幹角度計測部１０２から取得する。そして、計測処理部１０９は、図９Ｂに示すように、体幹前傾角度が取得された取得順と、その体幹前傾角度と、その体幹前傾角度が取得されるときに算出された時刻とを対応付けて記憶部１０４に格納する。例えば、計測処理部１０９は、取得順「１」と、最初に取得された体幹前傾角度と、基準時刻（例えば０ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。さらに、計測処理部１０９は、取得順「２」と、２番目に取得された体幹前傾角度と、時刻「基準時刻＋第２の時間間隔」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。さらに、計測処理部１０９は、取得順「３」と、３番目に取得された体幹前傾角度と、時刻「基準時刻＋第２の時間間隔×２」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する。このように、計測処理部１０９は、取得順「ｎ」と、ｎ番目に取得された体幹前傾角度と、時刻「基準時刻＋第２の時間間隔×（ｎ－１）」（ｓｅｃ）とを対応付けて格納する（ｎは自然数）。なお、第１の時間間隔と第２の時間間隔とは異なっていてもよいが、同じであることが望ましい。

【0078】

［判定部１０５］
判定部１０５は、ユーザの前脛骨筋の筋電値と、ユーザの上半身の体幹前傾角度とに基づいて、ユーザの状態が起立動作の支援を開始してよい状態か否かを判定する。言い換えれば、判定部１０５は、ユーザの前脛骨筋の筋電値、およびユーザの体幹前傾角度の両方を用いてユーザの起立動作の支援開始が可能か否かを判定する。より具体的には、判定部１０５は、計測された筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する。言い換えれば、判定部１０５は、（ｉ）ユーザの前脛骨筋の筋電値が第１の閾値以上であり、（ii）ユーザの上半身の体幹前傾角度が第３の閾値以上とき、ユーザの起立動作の支援開始が可能と判定する。なお、判定部１０５は、第１の閾値および第３の閾値を予め記憶していてもよく、外部の記録媒体から第１の閾値および第３の閾値を読み出してもよい。

【0079】

ここで、判定に用いられる筋電値および体幹前傾角度は、例えば、記憶部１０４に格納されている最新の時刻に対応付けられた筋電値および体幹前傾角度である。つまり、判定部１０５は、最新の時刻に対応付けられた筋電値および体幹前傾角度が記憶部１０４に格納されるたびに、記憶部１０４を参照することにより、その最新の筋電値および体幹前傾角度を特定する。そして、判定部１０５は、その特定された筋電値および体幹前傾角度に基づいて、上述の支援開始が現時点において可能か否かを判定する。

【0080】

図１０Ａに、前脛骨筋の筋電値の波形および第１の閾値の例を示し、図１０Ｂに、体幹前傾角度の波形および第３の閾値の例を示す。

【0081】

判定部１０５は、図１０Ａに示すように、ユーザの前脛骨筋の筋電値が第１の閾値（例えば２００μＶ）以上であるか否かを判定する。さらに、判定部１０５は、図１０Ｂに示すように、ユーザの体幹前傾角度が第３の閾値（例えば２３ｄｅｇ）以上であるか否かを判定する。そして、判定部１０５は、筋電値が第１の閾値以上であり、かつ体幹前傾角度が第３の閾値以上である場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能と判定する。このとき、判定部１０５は、上述の指示信号を支援機構１０７に出力する。

【0082】

なお、判定部１０５は、記憶部１０４に格納されている情報を参照することなく、筋電計測部１０１および体幹角度計測部１０２から、ユーザの前脛骨筋の筋電値と、ユーザの体幹前傾角度とを直接取得してもよい。このとき、判定部１０５は、筋電計測部１０１および体幹角度計測部１０２から、筋電値および体幹前傾角度が計測された時刻を取得してもよい。または、判定部１０５は、第１の時間間隔および第２の時間間隔を内部のメモリに記憶していてもよい。この場合、判定部１０５は、第１の時間間隔および第２の時間間隔を用いて、ユーザの前脛骨筋の筋電値と、ユーザの上半身の体幹前傾角度とを取得するための時刻を算出する。そして、判定部１０５は、タイマー１０３からのクロック信号に基づいて、その算出された時刻に筋電値および体幹前傾角度を取得し、取得された最新の筋電値および体幹前傾角度に基づいて、上述の支援開始が現時点において可能か否かを判定してもよい。

【0083】

［起立動作支援装置１００の処理］
図１１Ａに、起立動作支援装置１００の処理のフローチャートを示す。

【0084】

（ステップＳ１１０）
筋電計測部１０１は、ユーザの前脛骨筋の筋電値を計測する。なお、この計測される筋電値は、ユーザの両脚の前脛骨筋の筋電値から得られる値（例えば、平均値、最小値または最大値など）である。

【0085】

（ステップＳ１２０）
体幹角度計測部１０２は、ユーザの体幹前傾角度を計測する。

【0086】

（ステップＳ１３０）
判定部１０５は、ステップＳ１１０で計測された前脛骨筋の筋電値と、ステップＳ１２０で計測された体幹前傾角度とに基づいて、起立動作の支援開始が可能か否かを判定する。判定部１０５によって起立動作の支援開始が可能と判定された場合、起立動作支援装置１００は、ステップＳ１４０の処理に進む。一方、判定部１０５によって起立動作の支援開始が不可能と判定された場合、起立動作支援装置１００は、ステップＳ１１０およびＳ１２０の処理に戻る。

【0087】

（ステップＳ１４０）
支援機構１０７は、支援要求部１０６から起立動作の支援開始の要求があるか否かを確認する。支援開始の要求がある場合、起立動作支援装置１００はステップＳ１５０の処理へ進む。支援開始の要求が無い場合、起立動作支援装置１００はステップＳ１１０およびＳ１２０の処理に戻る。

【0088】

（ステップＳ１５０）
支援機構１０７は、ユーザの起立動作の支援を開始する。

【0089】

［判定部１０５の処理の詳細］
図１１Ｂに、図１１ＡのステップＳ１３０のより詳細な処理のフローチャートを示す。

【0090】

（ステップＳ１３１）
判定部１０５は、記憶部１０４から前脛骨筋の筋電値を取得する。

【0091】

（ステップＳ１３２）
判定部１０５は、ステップＳ１３１で取得された前脛骨筋の筋電値が第１の閾値以上であるか否かを判定する。ここで、前脛骨筋の筋電値が第１の閾値以上であることは、前脛骨筋が活動していることを示す。

【0092】

前脛骨筋の筋電値が第１の閾値以上であると判定される場合には、判定部１０５は、ステップＳ１３３の処理に進む。一方、前脛骨筋の筋電値が第１の閾値よりも小さいと判定される場合には、判定部１０５は、ステップＳ１３１の処理に戻る。ここで、ステップＳ１３１の処理に戻った後は、判定部１０５は、新たな前脛骨筋の筋電値を取得する。

【0093】

なお、判定部１０５は、前脛骨筋の筋電値ではなく、前脛骨筋の筋電値の変化量を用いて、前脛骨筋が活動しているか否かを判定しても良い。例えば、判定部１０５は、前脛骨筋の筋電値の変化量が閾値以上であることを検知し、そのときに用いた筋電値が計測された時刻をｔｂとして、記憶部１０４に記憶してもよい。ここでは、前脛骨筋の筋電値の変化量（Ｉｂ―Ｉａ）が閾値以上のとき、筋電値Ｉｂを計測した時刻をｔｂとする。なお、時刻ｔａが時刻ｔｂよりも早い（ｔａ＜ｔｂ）場合、時刻ｔａに計測された筋電値をＩａとし、時刻ｔｂに計測された筋電値をＩｂとする。なお、変化量が閾値以上の場合は、Ｉｂ＞Ｉａの関係が成り立つ。

【0094】

（ステップＳ１３３）
判定部１０５は、記憶部１０４から体幹前傾角度を取得する。

【0095】

（ステップＳ１３４）
判定部１０５は、ステップＳ１３３で取得した体幹前傾角度が第３の閾値以上であるか否かを判定する。体幹前傾角度が第３の閾値以上であると判定される場合には、起立動作支援装置１００は、ステップＳ１４０の処理に進む。体幹前傾角度が第３の閾値よりも小さいと判定される場合には、判定部１０５は、ステップＳ１３１の処理に戻る。ここで、判定部１０５は、ステップＳ１３１の処理に戻り、再びステップＳ１３３の処理に到達したときは、新たに筋電値および体幹前傾角度を取得する。なお、判定部１０５は、体幹前傾角度ではなく、体幹前傾角度の変化量を用いて、その変化量が閾値以上か否かを判定してもよい。

【0096】

［効果］
このように本実施の形態では、ユーザの下腿の筋電値および体幹前傾角度に基づいて、そのユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定されるため、ユーザの下腿に強い剛性があり、ユーザが上半身を前に傾けているときに、起立動作の支援を開始することができる。したがって、ユーザの転倒または起立動作の失敗などの発生を抑えて、ユーザの起立動作を適切に支援することができ、ユーザを安定した状態で起立させることができる。

【0097】

また、本実施の形態では、計測された筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能でと判定される。したがって、ユーザの下腿に強い剛性があり、ユーザが上半身を前に傾けているタイミングに、起立動作の支援をより適切に開始することができ、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0098】

（実施の形態２）
上記実施の形態１に係る起立動作支援装置では、起立動作の支援開始が可能か否かを判定するために、ユーザの下肢の筋電値と体幹前傾角度とを計測する。一方、本実施の形態に係る起立動作支援装置は、体幹前傾角度の代わりに、ユーザの膝関節角度を計測する。なお、膝関節角度は、膝関節の角度ともいう。

【0099】

［概要］
図１２Ａに、本実施の形態に係る起立動作支援装置の概略的な機能ブロック図を示す。図１に示すように、起立動作支援装置１０は、第１のセンサ１１と、第２のセンサ１２と、プロセッサ１５と、支援機構１７とを備える。

【0100】

第１のセンサ１１は、ユーザの下腿の筋電値を計測する。第２のセンサ１２は、そのユーザの膝関節角度を計測する。プロセッサ１５は、計測された筋電値および膝関節角度に基づいて、そのユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定し、可能と判定した場合に、指示信号を出力する。支援機構１７は、プロセッサ１５から指示信号が出力された場合に、ユーザの起立動作の支援を開始する。なお、本実施の形態に係る起立動作支援装置１０は、支援機構１７を備えるが、支援機構１７を備えていなくてもよい。

【0101】

図１２Ｂに、本実施の形態に係る起立動作支援方法の概略的なフローチャートを示す。この起立動作支援方法では、まず、第１のセンサ１１がユーザの下腿の筋電値を計測する（ステップＳ１１）。次に、第２のセンサ１２がそのユーザの膝関節角度を計測する（ステップＳ１２）。次に、プロセッサ１５が、計測された筋電値および膝関節角度に基づいて、そのユーザが座っている状態から起立する動作である起立動作の支援開始が可能か否かを判定する（ステップＳ１３）。ここで、プロセッサ１５が可能と判定した場合に（ステップＳ１３のＹＥＳ）、支援機構１７は、そのユーザの起立動作の支援を開始する（ステップＳ１４）。

【0102】

これにより、ユーザの下腿の筋電値および膝関節角度に基づいて、そのユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定されるため、ユーザの下腿に強い剛性があり、ユーザが膝を適切に曲げているときに、起立動作の支援を開始することができる。したがって、起立動作の失敗などの発生を抑えて、ユーザの起立動作を適切に支援することができ、ユーザを安定した状態で起立させることができる。

【0103】

例えば、上記実施の形態１と同様、第１のセンサ１１ａは、下腿の筋電値として前脛骨筋の筋電値を計測する。そして、支援機構１７は、ユーザの膝の伸展を支援することによってその起立動作を支援する。

【0104】

具体的には、プロセッサ１５は、計測された筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する。ここで、例えば、第２の閾値は、６０°以上１００°以下である。また、第２のセンサ１２によって計測されるユーザの膝関節角度は、ユーザの左脚の膝関節角度と右脚の膝関節角度のうちの小さい方の角度である。

【0105】

（変形例１）
ここで、起立動作支援装置１０は、さらに、実施の形態１と同様に、ユーザの体幹前傾角度を計測する第３のセンサ１２ａを備えてもよい。この場合、プロセッサ１５は、計測された筋電値、膝関節角度および体幹前傾角度に基づいて、起立動作の支援開始が可能か否かを判定する。

【0106】

本変形例では、上記実施の形態１と異なり、前脛骨筋が活動しているか否かの判定に用いられる筋電値の第１の閾値を、ユーザの膝関節の角度に応じて変更する。

【0107】

［装置構成］
図１３に、本変形例に係る起立動作支援装置の機能ブロック図の一例を示す。本変形例に係る起立動作支援装置１００Ａは、図２に示す起立動作支援装置１００の各構成要素を備えるとともに、さらに、膝関節角度を計測する膝角度計測部１０８を備える。

【0108】

［膝角度計測部１０８］
膝角度計測部１０８は、ユーザの膝関節角度を計測する第２のセンサであり、例えば、エンコーダから構成されている。

【0109】

図１４に、膝角度計測部１０８の配置および膝関節角度の一例を示す。

【0110】

例えばエンコーダから構成される膝角度計測部１０８は、図１４に示すように、モータを有する動力部１０６３に設置され、動力部１０６３のモータの回転角度を計測する。そして、膝角度計測部１０８は、上部骨格１０６１と下部骨格１０６２との成す角度である膝関節角度θを、その回転角度から算出する。これにより、膝関節角度θが計測される。

【0111】

図１５Ａに、起立動作の支援開始時にユーザがバランスを崩してしまう例を示し、図１５Ｂに、起立動作の失敗の例を示す。

【0112】

例えば、図１５Ａに示すように、膝関節角度が大きい状態で起立動作の支援が開始された場合には、ユーザはバランスを崩して転倒することがある。また、図１５Ｂに示すように、膝関節角度が大きい状態で起立動作の支援が開始された場合には、ユーザは起立できずに着座状態のまま膝を伸ばしてしまうことがある。しかし、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ａでは、膝角度計測部１０８によって計測される膝関節角度を用いて、起立動作の支援開始が可能か否かを判定する。これにより、上述の転倒などの危険を減らすことができる。

【0113】

ここで、膝関節角度と筋電値との関係を導くために行われた実験について説明する。

【0114】

図１６は、実験の状況を示す。この実験では、この図１６に示すように、下肢に配置した筋電位センサとモーションセンサを用いて起立動作直前の膝関節角度を変化させた際の前脛骨筋の筋活動量を計測した。なお、筋活動量は、上述の筋電値に相当する。

【0115】

図１７は、起立動作直前の膝関節角度が６５度と９５度であったときの起立動作における筋活動量の計測結果の一例を示す。

【0116】

図１７の（ａ）および（ｂ）に示すように、起立動作直前の膝関節角度が６５度でユーザが立ち上がる場合、その膝関節角度が９５度でユーザが立ち上がる場合に比べて、起立動作時の筋活動量は小さい。より具体的には、膝関節角度が６５度の場合の筋活動量の最大値が約０．０６Ｖであるのに対して、膝関節角度が９５度の場合では、筋活動量の最大値は約０．３Ｖである。

【0117】

図１８に、複数の膝関節角度のそれぞれで起立動作が行われるときの前脛骨筋の筋活動量の最大値を示す。図１８に示すように、膝関節角度が大きくなるほど、起立動作に必要な筋活動量の最大値が大きくなっている。

【0118】

このことは、筋電値の第１の閾値を用いれば、ある膝関節角度では正しく起立動作を判定することができても、他の膝関節角度では正しく判定することができない場合があることを示している。より具体的には、図１８に示すような膝関節角度と筋活動量との関係がある状況において、例えば、第１の閾値を０．１５Ｖに設定する。このような場合に、膝関節角度が８０度より小さい状態で起立動作が行われるときには、筋電値が０．１５Ｖ以上にならないため、起立動作の支援開始が可能と判定されない。一方、第１の閾値を０．０４Ｖに設定する。このような場合に、ユーザが膝関節角度を大きくしていると、起立するつもりがなくても、または、起立可能な状態になっていなくても、起立動作の支援開始が可能と判定されてしまうことがある。その結果、膝関節角度によって、ユーザが転倒することがあり、危険な場合がある。そこで、本変形例では、膝関節角度に応じてその第１の閾値を変更する。

【0119】

なお、膝角度計測部１０８によって計測される膝関節角度は、エンコーダから直接得られる計測値を用いて算出される角度であってもよく、その計測値に応じた値を用いて算出される角度であってもよい。その計測値に応じた値は、直接得られる計測値に対して増幅、整流またはフィルタ処理などの処理を行うことによって得られる値である。

【0120】

［判定部１０５］
本変形例に係る判定部１０５は、膝角度計測部１０８によって計測された膝関節角度に応じて第１の閾値を変更する。すなわち、判定部１０５は、計測された膝関節角度が小さいほど第１の閾値が小さくなるように、その第１の閾値を設定する。そして、判定部１０５は、計測された筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する。

【0121】

図１９に、判定部１０５による第１の閾値の変更の例を示す。

【0122】

例えば図１９に示すように、判定部１０５は、計測された膝関節角度が第２の閾値θ２（例えば９０ｄｅｇ）より大きければ、第１の閾値をｔｈａ＝３００μＶに設定し、計測された膝関節角度が第２の閾値θ２以下であれば、第１の閾値をｔｈｂ＝１６０μＶに設定する。このように、第１の閾値は、膝関節角度に応じてｔｈａとｔｈｂとに切り替えられる。なお、判定部１０５は、第２の閾値θ２を予め記憶していてもよく、外部の記録媒体から第２の閾値θ２を読み出してもよい。

【0123】

［起立動作支援装置１００Ａの処理］
図２０に、起立動作支援装置１００Ａの処理のフローチャートを示す。

【0124】

起立動作支援装置１００Ａの処理は、図１１Ａに示す起立動作支援装置１００の処理と同様に、ステップＳ１１０～Ｓ１５０の処理を含むとともに、さらに、ステップＳ１６０の処理を含む。

【0125】

（ステップＳ１６０）
膝角度計測部１０８は、ユーザの膝関節角度を計測する。なお、この計測される膝関節角度は、筋電値と同様、ユーザの両脚の膝関節角度から得られる値（例えば、平均値、最小値または最大値など）である。このように計測されたユーザの膝関節角度は、ステップＳ１３０の処理、より具体的には、図１１Ｂに示すステップＳ１３２の処理に用いられる。つまり、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ａの処理は、図１１Ｂに示すステップＳ１３１～Ｓ１３４の処理を含む。しかし、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ａの処理では、上記実施の形態１と比較して、判定部１０５における前脛骨筋が活動しているか否かを判定する処理（ステップＳ１３２）の具体的な内容が異なる。

【0126】

図２１に、本変形例に係るステップＳ１３２の詳細な処理の一例を示す。

【0127】

（ステップＳ１３２ａ）
判定部１０５は、膝角度計測部１０８によって計測された膝関節角度を取得する。

【0128】

（ステップＳ１３２ｂ）
判定部１０５は、ステップＳ１３２ａで取得した膝関節角度が第２の閾値θ２以下であるか否かを判定する。ここで、ステップＳ１３２ａで取得した膝関節角度が第２の閾値θ２以下であると判定された場合、判定部１０５はステップＳ１３２ｃの処理に進む。一方、第２の閾値θ２よりも大きいと判定された場合、判定部１０５はステップＳ１３２ｄの処理に進む。

【0129】

（ステップＳ１３２ｃ）
判定部１０５は、ステップＳ１３１で取得した前脛骨筋の筋電値が、第１の閾値として設定された閾値ｔｈａ以上であるか否かを判定する。ここで、筋電値が閾値ｔｈａ以上であると判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していると判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３３以降の処理を行う。一方、筋電値が閾値ｔｈａ以上でないと判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していないと判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３１以降の処理を行う。

【0130】

（ステップＳ１３２ｄ）
判定部１０５は、ステップＳ１３１で取得した前脛骨筋の筋電値が、第１の閾値として設定された閾値ｔｈｂ（ｔｈａ＜ｔｈｂ）以上であるか否かを判定する。ここで、筋電値が閾値ｔｈｂ以上であると判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していると判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３３以降の処理を行う。一方、筋電値が閾値ｔｈｂ以上でないと判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していないと判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３１以降の処理を行う。

【0131】

ここで、図２１に示す処理から、ステップＳ１３２ｄの処理を省いてもよい。

【0132】

図２２に、本変形例に係るステップＳ１３２の詳細な処理の他の例を示す。

【0133】

（ステップＳ１３２ａ）
判定部１０５は、膝角度計測部１０８によって計測された膝関節角度を取得する。

【0134】

（ステップＳ１３２ｂ）
判定部１０５は、ステップＳ１３２ａで取得した膝関節角度が第２の閾値θ２以下であるか否かを判定する。ここで、ステップＳ１３２ａで取得した膝関節角度が第２の閾値θ２以下であると判定された場合、判定部１０５はステップＳ１３２ｃの処理に進む。一方、第２の閾値θ２よりも大きいと判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していないと判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３１以降の処理を行う。

【0135】

（ステップＳ１３２ｃ）
判定部１０５は、ステップＳ１３１で取得した前脛骨筋の筋電値が、第１の閾値以上であるか否かを判定する。ここで、筋電値が第１の閾値以上であると判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していると判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３３以降の処理を行う。一方、筋電値が第１の閾値以上でないと判定された場合、判定部１０５は、前脛骨筋が活動していないと判定し、図１１Ｂに示すステップＳ１３１以降の処理を行う。

【0136】

このように、ステップＳ１３２ｂにおいて、膝関節角度が第２の閾値θ２以下でない場合、判定部１０５は、筋電値の値とは無関係にステップＳ１３１の処理に進む。すなわち、本変形例に係る判定部１０５は、計測された筋電値が第１の閾値以上である第１の条件と、計測された膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件と、計測された体幹前傾角度が第３の閾値以上である第３の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定する。

【0137】

また、判定部１０５は、膝関節角度が大きくなるほど第１の閾値が連続的に大きくなるように、その第１の閾値を設定してもよい。例えば、判定部１０５は、第１の閾値ｔｈ１をｔｈ１＝α×θによって設定してもよい。ここで、αは正の定数であり、θは膝関節角度である。例えば、第１の閾値の初期値が２００μＶ、第２の閾値θ２が９０ｄｅｇである場合、αの値は２００／９０＝２．２２に決定される。

【0138】

ここで、ユーザは起立しようとするときには、下腿の筋電値および体幹前傾角度が変化する。また、図２１に示すフローチャートの処理が行われる場合、第１の閾値が大きいと、つまり、ユーザの膝関節角度が大きいと、ユーザは容易に起立することができない。このような場合には、ユーザは、繰り返し起立を試みる。その結果、下腿の筋電値および体幹前傾角度が周期的に変化する。

【0139】

そこで、判定部１０５は、図２０のステップＳ１３０において、計測された筋電値および体幹前傾角度がそれぞれ周期的に変化している場合に、ユーザに膝を曲げることを促すための報知信号を出力する。

【0140】

図２３は、図２０のステップＳ１３０のより詳細な処理のフローチャートを示す。

【0141】

（ステップＳ２０１）
判定部１０５は、記憶部１０４から前脛骨筋の筋電値を取得する。

【0142】

（ステップＳ２０２）
判定部１０５は、さらに、記憶部１０４から体幹前傾角度を取得する。

【0143】

（ステップＳ２０３）
判定部１０５は、ステップＳ２０１およびＳ２０１で取得された筋電値および体幹前傾角度が周期的に変動しているか否かを判定する。

【0144】

（ステップＳ２０４）
ここで、判定部１０５は、筋電値および体幹前傾角度が周期的に変動していると判定すると（ステップＳ２０３ＹＥＳ）、ユーザに膝を曲げることを促すための報知信号を出力する。例えば、この報知信号を受けたスピーカは、ユーザに膝を曲げるように促す音声を出力する。あるいは、この報知信号を受けたディスプレイは、ユーザに膝を曲げるように促すメッセージを表示する。その結果、ユーザは膝を曲げる。つまり、ユーザの膝関節角度が小さくなる。

【0145】

（ステップＳ１３２）
次に、判定部１０５は、図２１に示すフローチャートにしたがって、前脛骨筋が活動しているか否かを判定する。ステップＳ２０４の報知が行われた場合には、膝関節角度は小さくなり、第２の閾値以下になっている可能性が高い。その結果、ステップＳ１３２ｃにおいて、判定部１０５は、筋電値が第１の閾値ｔｈａ（ｔｈａ＜ｔｈｂ）以上であるか否かを判定する。つまり、判定部１０５は、筋電値を、小さい第１の閾値ｔｈａと比較する。一方、膝関節角度が第２の閾値以下でなければ、ステップＳ１３２ｄにおいて、判定部１０５は、筋電値が第１の閾値ｔｈｂ以上であるか否かを判定する。つまり、判定部１０５は、筋電値を、大きい第１の閾値ｔｈｂと比較する。そして、ステップＳ１３２ｃおよび１３２ｄにおいて、判定部１０５によって、筋電値が第１の閾値以上であると判定されると（すなわちステップＳ１３２のＹＥＳ）、図２０に示すステップＳ１４０の処理が行われる。つまり、起立動作の支援が開始される。一方、ステップＳ１３２ｃおよび１３２ｄにおいて、判定部１０５によって、筋電値が第１の閾値未満であると判定されると（すなわちステップＳ１３２のＮＯ）、判定部１０５は、図２３に示すステップＳ２０１からの処理を繰り返し実行する。

【0146】

このように、下腿の筋電値および体幹前傾角度がそれぞれ周期的に変化している場合には、ユーザは、起立を試みているが、膝関節角度が大きいために、起立することができず、その行為を繰り返している状況にある。そこで、このような状況には、上述のように、ユーザに膝を曲げることを促すための報知信号が出力される。この報知信号によって、膝を曲げることを促す音声または文字がユーザに提示される。その提示によって、ユーザは膝を曲げる。膝が曲がると、第１の閾値は小さくなり、第１の条件が満たされ易くなる。その結果、起立動作の支援開始が可能であると判定されて、ユーザは支援機構１０７による起立動作の支援を受けることができ、容易に起立することができる。

【0147】

［効果］
このように、本変形例では、膝関節角度が大きいために正しく起立動作の支援が行えない状態では、前脛骨筋の活動を判定する第１の閾値が大きくなるため、活動していると判定されにくくなる。つまり、前脛骨筋の筋電値が同じでも、膝を曲げているときよりも伸ばしているときに、起立動作の支援開始が可能と判断することを少なくすることができる。その結果、図１５Ａおよび図１５Ｂに示すユーザの転倒および起立動作の失敗を抑えることができる。

【0148】

言い換えれば、本変形例では、計測された膝関節角度が小さいほど第１の閾値が小さくなるように、その第１の閾値が設定され、膝関節角度に応じて設定された第１の閾値を用いてユーザの起立動作の支援開始が可能か否かが判定される。これにより、膝関節角度が大きい場合には、ユーザの下腿により強い剛性がなければ、ユーザの起立動作の支援が開始されず、膝関節角度が小さい場合には、ユーザの下腿の剛性が弱くても、ユーザの起立動作の支援が開始される。したがって、図１５Ａに示す例のような危険を抑えることができる。すなわち、ユーザが脚を前に伸ばして膝関節角度を大きくしているときに、ユーザの下腿の剛性が十分に強くないにもかかわらず起立動作の支援が開始されてしまうことによって、ユーザがバランスを崩して転倒してしまうことを抑えることができる。また、図１５Ｂに示す例のような起立動作の失敗を抑えることができる。すなわち、ユーザが脚を前に伸ばして膝関節角度を大きくしているときに、ユーザの下腿の剛性が十分に強くないにもかかわらず起立動作の支援が開始されてしまうことによって、ユーザが起立できずに着座した状態で膝を伸ばしてしまうことを抑えることができる。

【0149】

または、本変形例では、計測された膝関節角度が第２の閾値以下である第２の条件と、上述の第１の条件および第３の条件とが共に満たされている場合に、ユーザの起立動作の支援開始が可能であると判定される。これにより、膝関節角度が大きい場合には、ユーザの起立動作の支援が開始されず、膝関節角度が小さい場合に、ユーザの起立動作の支援が開始される。したがって、図１５Ａに示す例のような危険を抑えることができ、図１５Ｂに示す例のような起立動作の失敗を抑えることができる。

【0150】

（変形例２）
本変形例では、上記実施の形態１および変形例１と異なり、起立動作支援時の体幹大腿角度と膝関節角度とに基づいて、前脛骨筋が活動しているか否かの判定に用いる筋電値の第１の閾値ｔｈ１を変更する。なお、体幹大腿角度は、大腿と体幹との間の角度である。

【0151】

［装置構成］
図２４に、本変形例に係る起立動作支援装置の機能ブロック図の一例を示す。本変形例に係る起立動作支援装置１００Ｂは、図１３に示す起立動作支援装置１００Ａの各構成要素を備えるとともに、さらに、大腿角度を計測する大腿角度計測部１１０を備える。

【0152】

［大腿角度計測部１１０］
大腿角度計測部１１０は、体幹角度計測部１０２と同様に例えば９軸センサなどからなり、ユーザの大腿角度を計測する。例えば、大腿角度計測部１１０は、２つの９軸センサを有し、一方の９軸センサがユーザの右脚の大腿に配置され、他方の９軸センサがユーザの左脚の大腿に配置される。そして、大腿角度計測部１１０は、それらの９軸センサによって得られる、ｙ軸を回転中心とする回転角度の平均値、最小値または最大値を、ユーザの大腿角度として計測する。大腿角度は、例えば、鉛直方向とユーザの大腿との間の角度であって、ユーザが起立している状態では約１８０ｄｅｇであり、ユーザが着座している状態では約９０ｄｅｇである。

【0153】

なお、大腿角度計測部１１０によって計測される大腿角度は、９軸センサから直接得られる計測値を用いて算出される角度であってもよく、その計測値に応じた値を用いて算出される角度であってもよい。その計測値に応じた値は、直接得られる計測値に対して増幅、整流またはフィルタ処理などの処理を行うことによって得られる値である。

【0154】

［計測処理部１０９］
本変形例に係る計測処理部１０９は、上記実施の形態１と同様の処理を行うとともに、ユーザの体幹と大腿との間の角度である体幹大腿角度を算出する。つまり、計測処理部１０９は、大腿角度計測部１１０によって計測されるユーザの大腿角度から、体幹角度計測部１０２によって計測されるユーザの体幹前傾角度を減算することによって、上述の体幹大腿角度を算出する。これにより、体幹大腿角度が計測される。そして、計測処理部１０９は、その計測された体幹大腿角度を判定部１０５に通知する。

【0155】

つまり、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ｂは、ユーザの体幹と大腿との間の角度である体幹大腿角度を計測する第４のセンサを備える。なお、この第４のセンサは、体幹角度計測部１０２、大腿角度計測部１１０、および計測処理部１０９の一部の機能から構成される。

【0156】

［判定部１０５］
本変形例に係る判定部１０５は、上記実施の形態１と同様の処理を行うとともに、起立動作時に計測された膝関節角度および体幹大腿角度のそれぞれの変化に基づいて、第１の閾値ｔｈ１を変更する。具体的には、判定部１０５は、起立動作時に計測された体幹大腿角度の変化率が膝関節角度の変化率よりも大きい場合に、第１の閾値ｔｈ１をより大きい値に変更する。

【0157】

つまり、判定部１０５は、支援機構１０７による起立動作の支援が行われているときには、膝角度計測部１０８によって計測されるユーザの膝関節角度の変化率を算出するとともに、計測処理部１０９から通知される体幹大腿角度の変化率を算出する。そして、判定部１０５は、起立動作の支援が行われているとき、すなわちユーザが起立動作をしているときの、膝関節角度の最大の変化率と、体幹大腿角度の最大の変化率とを比較する。その結果、判定部１０５は、体幹大腿角度の最大の変化率が膝関節角度の最大の変化率よりも大きい場合に、第１の閾値ｔｈ１をより大きい値に変更する。変更された第１の閾値ｔｈ１は、ユーザの次の起立動作の支援開始の判定に用いられる。

【0158】

図２５に、起立動作の支援が行われているときにユーザがバランスを崩してしまう例を示す。

【0159】

例えば、起立動作の支援開始のタイミングが早過ぎる場合は、図２５に示すように、ユーザは、そのタイミングではまだ下腿に強い剛性を持たせていないため、支援開始直後にバランスを崩してしまう。このとき、体幹大腿角度φは、膝関節角度θよりも大きく変動する傾向がある。

【0160】

図２６に、起立動作の支援が行われているときの膝関節角度θおよび体幹大腿角度φの変化の一例を示す。

【0161】

図２６に示されるように、起立動作の支援開始のタイミングが適切な場合には、ユーザは安定して起立動作を行うことができる。この場合、体幹大腿角度φと膝関節角度θは共に緩やかに増加する。しかし、起立動作の支援開始のタイミングが早過ぎる場合には、ユーザは不安定な起立動作を行い、バランスを崩してしまう。この際、ユーザの体幹大腿角度φは安定した通常の起立動作時に比べて大きく変動する。つまり、体幹大腿角度φは、膝関節角度θよりも急に増加する。

【0162】

しかし、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ｂでは、体幹大腿角度φの変化率が膝関節角度θの変化率よりも大きい場合には、第１の閾値ｔｈ１がより大きな値に変更される。したがって、次に起立動作の支援が開始されるときには、その支援開始のタイミングを遅らせることができ、適切なタイミングで起立動作の支援を開始することができる。

【0163】

［起立動作支援装置１００Ｂの処理］
図２７に、本変形例に係る起立動作支援装置１００Ｂの処理のフローチャートを示す。

【0164】

起立動作支援装置１００Ｂの処理は、図１１Ａに示す起立動作支援装置１００の処理と同様に、ステップＳ１１０～Ｓ１５０の処理を含むとともに、さらに、ステップＳ１７０およびＳ１８０の処理を含む。

【0165】

（ステップＳ１７０）
起立動作支援装置１００Ｂは、大腿角度計測部１１０、体幹角度計測部１０２および膝角度計測部１０８によって、起立動作の支援が行われているときの大腿角度、体幹前傾角度および膝関節角度を計測する。なお、これらの角度は、例えば上述の第２の時間間隔が経過するごとに計測される。また、このときには、計測処理部１０９は、同一のタイミングで計測された大腿角度および体幹前傾角度の組ごとに、その組に対応する体幹大腿角度を算出する。これにより、例えば上述の第２の時間間隔の経過ごとに、体幹大腿角度および膝関節角度が計測される。

【0166】

（ステップＳ１８０）
判定部１０５は、ステップＳ１７０で計測された起立動作時の体幹大腿角度および膝関節角度のそれぞれの変化率に基づいて、前脛骨筋が活動しているか否かの判定に用いる第１の閾値ｔｈ１の変更処理を行う。

【0167】

［判定部１０５の処理の詳細］
図２８に、図２７のステップＳ１８０のより詳細な処理のフローチャートを示す。

【0168】

（ステップＳ１８１）
判定部１０５は、起立動作の支援が行われているときの体幹大腿角度を計測処理部１０９から取得し、起立動作の支援が行われているときの膝関節角度を膝角度計測部１０８から取得する。なお、起立動作の支援が行われているときは、例えば、起立動作の支援が開始されてから予め定められた時間が経過するまでの期間である。つまり、判定部１０５は、この期間中、上述の第２の時間間隔の経過ごとに、その経過時の体幹大腿角度および膝関節角度を取得する。

【0169】

（ステップＳ１８２）
判定部１０５は、起立動作の支援が行われているときの体幹大腿角度の方が膝関節角度に比べて変動が大きいか否かを判定する。体幹大腿角度の変動が大きいと判定した場合は、判定部１０５は、ステップＳ１８３に進み、体幹大腿角度の変動が大きくないと判定した場合は、判定部１０５は、第１の閾値の変更処理を終了する。

【0170】

具体的には、判定部１０５は、起立動作の支援が行われているときの体幹大腿角度の最大の変化率が、そのときの膝関節角度の最大の変化率よりも大きいか否かを判定する。または、判定部１０５は、所定時間幅における膝関節角度の変化に対して体幹大腿角度が所定値以上大きく変化している場合に、体幹大腿角度の変動が大きいと判定してもよい。

【0171】

また、判定部１０５は、ステップＳ１８２の判定では、ユーザの体幹大腿角度のみからその判定を行ってもよい。具体的には、判定部１０５は、予め決めておいた閾値より、所定時間幅における体幹大腿角度の変化が大きい場合に、体幹大腿角度の変動が大きいと判定する。また、ユーザが起立動作時にバランスを崩した場合は、ユーザの体が前後に揺れる。したがって、判定部１０５は、体幹前傾角度の変化が単調増加ではなく、極値を持つ場合に、体幹大腿角度の変動が大きいと判定してもよい。

【0172】

このように、起立動作の支援を行ったときのユーザの体幹大腿角度および膝関節角度の変化をみることで、ユーザへ正しく起立動作の支援ができたかどうかを判断できる。

【0173】

（ステップＳ１８３）
体幹大腿角度の変動が大きいと判定した場合、すなわち、ユーザへ正しい起立動作の支援ができていないと判定した場合、判定部１０５は、筋電値の第１の閾値ｔｈ１を所定値だけ大きくする。

【0174】

［効果］
このように、本変形例では、起立動作の支援時の体幹大腿角度の変動が大きい場合に、次回の起立動作の支援開始の判定に用いる第１の閾値ｔｈ１が大きく変更される。したがって、次回の起立動作では、より大きな剛性が下腿に生じなければその起立動作の支援が開始されない。したがって、より適切なタイミングで起立動作の支援を開始することができ、起立動作の支援時にユーザがバランスを崩してしまうという危険を減らすことができる。

【0175】

すなわち、起立動作時に計測された体幹大腿角度の変化率が膝関節角度の変化率よりも大きい場合には、ユーザは起立動作時に不安定な状態になっていると想定される。そこで、本変形例では、起立動作時に計測された体幹大腿角度の変化率が膝関節角度の変化率よりも大きい場合に、第１の閾値がより大きい値に変更される。これにより、次にユーザが起立動作を行うときには、その変更された第１の閾値を用いて判定されたタイミングで起立動作の支援が開始される。したがって、起立動作の支援が開始されるタイミングを遅らせることができ、その結果、ユーザをより安定した状態で起立させることができる。

【0176】

（その他の実施の形態）
以上、一つまたは複数の態様に係る起立動作支援装置について、各実施の形態および各変形例に基づいて説明したが、本開示は、これらの実施の形態および各変形例に限定されるものではない。本開示の趣旨を逸脱しない限り、当業者が思いつく各種変形を上記各実施の形態または各変形例に施したものや、各実施の形態および各変形例における構成要素を組み合わせて構築される形態も、本開示の範囲内に含まれてもよい。

【0177】

例えば、上記各実施の形態および各変形例では、図１１Ａ、図２０および図２７に示すように、起立動作の支援開始が可能と判定された後に、起立動作の支援開始の要求があるか否かを判定するが、それらの判定の順序は逆であってもよい。

【0178】

また、上記各実施の形態および各変形例では、第１の閾値、第２の閾値および第３の閾値の具体的な数値を示しているが、これらの数値は一例であって、上記各閾値はこれらの数値に限定されることなく、任意の数値であってもよい。

【0179】

また、上記各実施の形態および各変形例では、前脛骨筋の筋電値を計測したが、前脛骨筋の代わりに内側広筋などの他の筋肉の筋電値を計測してもよい。また、両脚の筋電値を計測することなく、右脚または左脚の筋電値のみを計測してもよい。同様に、両脚の大腿角度を計測することなく、右脚または左脚の大腿角度のみを計測してもよい。例えば、ユーザの利き脚の筋電値または大腿角度を計測してもよい。

【0180】

また、変形例２では、体幹大腿角度の変動が大きいか否かを判定するために、起立動作時における体幹大腿角度の最大の変化率が、起立動作時における膝関節角度の最大の変化率よりも大きいか否かを判定した。しかし、このような判定方法に限らず、他の判定方法によって、体幹大腿角度の変動が大きいか否かを判定してもよい。例えば、起立動作が行われている期間の一部における、体幹大腿角度の変化率の平均が、その期間の一部における膝関節角度の変化率の平均よりも大きいか否かを判定してもよい。その期間の一部は、起立動作が行われている期間の最初と最後を除く途中の期間であってもよい。

【0181】

なお、上記各実施の形態および各変形例において、各構成要素は、専用のハードウェアで構成されるか、各構成要素に適したソフトウェアプログラムを実行することによって実現されてもよい。各構成要素は、ＣＰＵまたはプロセッサなどのプログラム実行部が、ハードディスクまたは半導体メモリなどの記録媒体に記録されたソフトウェアプログラムを読み出して実行することによって実現されてもよい。ここで、上記各実施の形態または各変形例の起立動作支援装置を実現するソフトウェアプログラムは、図１Ｂ、図１１Ａ、図１１Ｂ、図１２Ｂ、図２０～図２３、図２７および図２８に示すフローチャートに含まれる各ステップをコンピュータに実行させるプログラムである。

【0182】

また、本開示において、ユニット、装置、部材又は部の全部又は一部、又は図１Ａ、図２、図１２Ａ、図１３、および図２４に示されるブロック図の機能ブロックの全部又は一部は、半導体装置、半導体集積回路（ＩＣ）、又はＬＳＩ（ｌａｒｇｅ ｓｃａｌｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）を含む一つ又は複数の電子回路によって実行されてもよい。ＬＳＩ又はＩＣは、一つのチップに集積されてもよいし、複数のチップを組み合わせて構成されてもよい。例えば、記憶素子以外の機能ブロックは、一つのチップに集積されてもよい。ここでは、ＬＳＩやＩＣと呼んでいるが、集積の度合いによって呼び方が変わり、システムＬＳＩ、ＶＬＳＩ（ｖｅｒｙ ｌａｒｇｅ ｓｃａｌｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）、若しくはＵＬＳＩ（ｕｌｔｒａ ｌａｒｇｅ ｓｃａｌｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）と呼ばれるものであってもよい。ＬＳＩの製造後にプログラムされる、Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ（ＦＰＧＡ）、又はＬＳＩ内部の接合関係の再構成又はＬＳＩ内部の回路区画のセットアップができるｒｅｃｏｎｆｉｇｕｒａｂｌｅ ｌｏｇｉｃ ｄｅｖｉｃｅも同じ目的で使うことができる。

【0183】

さらに、ユニット、装置、部材又は部の全部又は一部の機能又は操作は、ソフトウエア処理によって実行することが可能である。この場合、ソフトウエアは一つ又は複数のＲＯＭ、光学ディスク、ハードディスクドライブなどの非一時的記録媒体に記録され、ソフトウエアが処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）によって実行されたときに、そのソフトウエアで特定された機能が処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）および周辺装置によって実行される。システム又は装置は、ソフトウエアが記録されている一つ又は複数の非一時的記録媒体、処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、及び必要とされるハードウエアデバイス、例えばインターフェース、を備えていても良い。

【産業上の利用可能性】

【0184】

本開示に係る起立動作支援装置は、起立動作の支援を行う例えばアシストスーツまたはロボットなどに適用可能である。

【符号の説明】

【0185】

１０，１００，１００Ａ，１００Ｂ 起立動作支援装置
１１ 第１のセンサ
１２ 第２のセンサ
１５ プロセッサ
１７，１０７ 支援機構
１０１ 筋電計測部
１０２ 体幹角度計測部
１０３ タイマー
１０４ 記憶部
１０５ 判定部
１０６ 支援要求部
１０８ 膝角度計測部
１０９ 計測処理部
１１０ 大腿角度計測部

【図1A】

【図1B】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5A】

【図5B】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9A】

【図9B】

【図10A】

【図10B】

【図11A】

【図11B】

【図12A】

【図12B】

【図13】

【図14】

【図15A】

【図15B】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】

【図22】

【図23】

【図24】

【図25】

【図26】

【図27】

【図28】