(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
使用者に装着されるメインフレームと、前記メインフレームに配置された駆動源と、前記使用者の股関節部を中心にして変位し得るように前記メインフレームに連結され、前記駆動源の出力を補助力として前記使用者の脚に伝達する左右の伝達部材と、前記駆動源の補助力を制御する制御装置とを備える歩行補助装置であって、
前記制御装置が、
前記使用者の左右の股関節角度の差分角を算出する差分角算出部と、
前記差分角に基づいて差分角位相を算出する差分角位相算出部と、
前記差分角位相に基づいて前記使用者に与えるべき補助力を算出する補助力算出部と
を備えることを特徴とする歩行補助装置。
【請求項２】
前記差分角位相算出部は、
前記差分角に基づいて、当該差分角の角速度である差分角速度を算出する差分角速度算出部と、
前記差分角速度を正規化する差分角速度正規化部と、
前記差分角を正規化する差分角正規化部と、
前記差分角速度正規化部により正規化された前記差分角速度と前記差分角正規化部により正規化された前記差分角とを用いた逆正接演算を行うことにより、前記差分角位相を算出する逆正接演算部と
を備えることを特徴とする請求項１に記載の歩行補助装置。
【請求項３】
前記差分角位相算出部は、
前記差分角を正規化する差分角正規化部と、
正規化された前記差分角に対応する前記差分角位相が予め定義されたマップを用い、正規化された前記差分角に基づいて前記差分角位相を決定するマップ部と
を備えることを特徴とする請求項１に記載の歩行補助装置。
【請求項４】
前記差分角位相算出部は、
前記差分角及び前記差分角位相の少なくとも一方をフィルタ処理するフィルタ部と、
前記差分角に基づいて歩行周波数を推定する歩行周波数推定部と、
前記歩行周波数に基づいて前記フィルタ部による位相遅れ量を推定する位相遅れ量推定部と、
前記位相遅れ量に基づいて前記差分角位相の位相遅れを補償する位相遅れ補償部と
を更に備えることを特徴とする請求項２又は請求項３に記載の歩行補助装置。
【請求項５】
前記補助力算出部は、
前記差分角位相に同期振動する振動子の位相を演算する振動子位相演算部と、
前記振動子位相演算部により演算された振動子位相に基づいて前記補助力を決定する補助力決定部と
を備えることを特徴とする請求項１〜請求項４のいずれかに記載の歩行補助装置。
【請求項６】
前記振動子位相演算部は、
前記差分角から求められる前記使用者の歩行周波数に応じた位相振動子の固有角振動数を算出する振動子固有角振動数算出部と、
前記差分角位相と前記位相振動子との位相差を加味して、前記固有角振動数に応じた前記位相振動子の位相変化の積分演算を行うことにより、前記振動子位相を算出する位相振動子積分演算部と
を備えることを特徴とする請求項５に記載の歩行補助装置。
【請求項７】
前記振動子固有角振動数算出部は、前記差分角に基づいて算出された前記歩行周波数を用いて前記位相振動子の前記固有角振動数を算出することを特徴とする請求項６に記載の歩行補助装置。
【請求項８】
前記補助力算出部は、
前記差分角位相を、補助すべきタイミングで前記補助力が発揮されるように調整された補助力位相を演算する補助位相演算部と、
前記補助力位相に基づいて左右の前記補助力を演算する左右補助力演算部と
を備えることを特徴とする請求項１〜請求項７のいずれかに記載の歩行補助装置。
【請求項９】
前記補助力算出部は、
前記差分角位相を、左脚を補助すべきタイミングで前記補助力が発揮される左用補助力位相になるように調整する左補助位相演算部と、
前記左用補助力位相に基づいて左補助力を演算する左補助力演算部と、
前記差分角位相を、右脚を補助すべきタイミングで前記補助力が発揮される右用補助力位相になるように調整する右補助位相演算部と、
前記右用補助力位相に基づいて右補助力を演算する右補助力演算部と
を備えることを特徴とする請求項１〜請求項８のいずれかに記載の歩行補助装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、装着者の歩行運動を補助する歩行補助装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、福祉や医療に用いるための装着型の動作補助装置の研究が盛んに行われている。このような動作補助装置の制御として、人間と装置との協調運動を実現する同調制御という制御方式が公知である（特許文献１参照）。同調制御では、装置の人間に対する同調性を高めることにより、人間の動作タイミングに合わせた運動補助装置として動作補助装置を利用することや、補助力を人間の動作に先行することで適切な動きを教示する運動教示リハビリテーション装置として動作補助装置を利用することが期待されている。特許文献１の動作補助装置では、同調制御の運動パターンの生成に神経振動子の相互抑制モデルが用いられている。
【０００３】
また、装着者の動作の位相を位相振動子の入力振動とする位相振動子モデルを採用し、人間の動作に対して任意の位相差を生じさせて動作させる動作補助装置等も提案されている（特許文献２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】国際公開２００９／０８４３８７号
【特許文献２】国際公開２０１３／０９４７４７号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、片麻痺等の疾患により時間的・空間的に対称的な歩行をしていない患者が歩行補助装置を装着する場合、麻痺側の脚の動きは健脚側に比べて小さく、かつ非周期的な動きの傾向が強いため、歩行における脚の運動の位相推定が困難な場合が多い。歩行補助装置がこの推定誤差の大きい位相推定結果を元にして生成した補助力（アシストトルク）を患者の脚に付与すると、補助力が装着者の動きと完全には同調しないものとなり得るため、結果的に患者の歩容を不安定化させる虞がある。
【０００６】
特許文献１、２には、片麻痺患者への適応例については具体的に述べられていない。しかしながら、同文献記載の動作補助装置は、１関節ごとの動作計測データから位相を推定する方法を用いている。そのため、片麻痺患者等への適用を想定した場合、麻痺側の位相推定が困難となり、適切な補助力を生成できない可能性がある。
【０００７】
ここで、片麻痺患者への適用の際に、健脚側の周期的な運動から患脚の非周期的な運動を補助する方法が考えられる。即ち、片麻痺患者であっても健側の脚の動きが周期的であれば、健脚の動きのみに注目して健脚の歩行位相を推定し、逆側の脚の動きはその位相から１８０度ずれているという前提のもと、補助力を決定することも可能である。
【０００８】
しかしながら上記手法では、健脚が左右のどちらであるかを予め把握しておく必要があり、その情報をアシスト装置に入力する必要がある。
【０００９】
このような背景に鑑み、本発明は、煩雑なパラメータ設定を必要とすることなく、片麻痺患者等へ装着された場合でも患脚の左右非対称の歩行に対しても適切な周期的な補助を付与することができる歩行補助装置を提供することを解決課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記課題を解決するため、本発明は、使用者に装着されるメインフレーム（２）と、前記メインフレームに配置された駆動源（４）と、前記使用者の股関節部を中心にして変位し得るように前記メインフレームに連結され、前記駆動源の出力を補助力として前記使用者の脚に伝達する左右の伝達部材（３Ｌ、３Ｒ）と、前記駆動源の補助力を制御する制御装置（５）とを備える歩行補助装置（１）であって、前記制御装置が、前記使用者の左右の股関節角度の差分角（θ）を算出する差分角算出部（２１）と、前記差分角に基づいて差分角位相（Φ）を算出する差分角位相算出部（２２）と、前記差分角位相に基づいて前記使用者に与えるべき補助力（τ）を算出する補助力算出部（２３）とを備える構成とする。
【００１１】
この構成のように左右の股関節角度の差分角を利用することにより、健常者のみならず片麻痺の疾患を有する患者に装着された場合に左右のどちらが患脚であろうとも、股関節可動範囲が大きな健脚を要素に含む差分角から周期的な運動が取り出されるため、煩雑なパラメータ設定を必要とすることなく歩行運動の位相を適切に算出し、装着者（ユーザ）に応じた補助力を生成して左右非対称の歩行に対しても適切なタイミングでの周期的な補助力を付与することができる。
【００１２】
また、上記の発明において、前記差分角位相算出部（２２）は、前記差分角に基づいて、当該差分角の角速度である差分角速度（ω）を算出する差分角速度算出部（３２）と、前記差分角速度を正規化する差分角速度正規化部（３３）と、前記差分角（θ）を正規化する差分角正規化部（３４）と、前記差分角速度正規化部により正規化された前記差分角速度（ωｎ）と前記差分角正規化部により正規化された前記差分角（θｎ）とを用いた逆正接演算を行うことにより、前記差分角位相を算出する逆正接演算部（３５）とを備える構成とする。
【００１３】
また、上記の発明において、前記差分角位相算出部（２２）は、前記差分角を正規化する差分角正規化部（３４）と、正規化された前記差分角（θｎ）に対応する前記差分角位相が予め定義されたマップを用い、正規化された前記差分角に基づいて前記差分角位相を決定するマップ部（９１）とを備える構成としてもよい。
【００１４】
また、上記の発明において、前記差分角位相算出部（２２）は、前記差分角及び前記差分角位相の少なくとも一方をフィルタ処理するフィルタ部（３１、３６）と、前記差分角に基づいて歩行周波数（ｆｒｅｑ）を推定する歩行周波数推定部（３７）と、前記歩行周波数に基づいて前記フィルタ部による位相遅れ量（ｄｐ）を推定する位相遅れ量推定部（３８）と、前記位相遅れ量に基づいて前記差分角位相の位相遅れを補償する位相遅れ補償部（３９）とを更に備える構成とするとよい。
【００１５】
この構成によれば、差分角に含まれる足部の接地時等のノイズがフィルタ部でキャンセルされることにより、より精度の高い位相推定が可能となると共に、フィルタ部による位相遅れを予め位相特性から補償することが可能であるため、装着者の歩行運動をより高精度に補助することができる。
【００１６】
また、上記の発明において、前記補助力算出部（２３）は、前記差分角位相に同期振動する振動子の位相を演算する振動子位相演算部（２４）と、前記振動子位相演算部により演算された振動子位相（Φｃ）に基づいて前記補助力を決定する補助力決定部（２５）とを備える構成とすることができる。
【００１７】
この構成によれば、差分角位相が急激な変化をする場合や、変動が継続するような場合にも、差分角位相が位相振動子の自律振動に基づいてより均等な速さで変化するものに補正されるため、より適切な位相で補助することができる。
【００１８】
また、上記の発明において、前記振動子位相演算部（２４）は、前記差分角から求められる前記使用者の歩行周波数（ｆｒｅｑ）に応じた位相振動子の固有角振動数（ωｏ）を算出する振動子固有角振動数算出部（４１）と、前記差分角位相と前記位相振動子との位相差（Φ−Φｃ）を加味して前記位相振動子の位相変化の積分演算を行うことにより、前記振動子位相（Φｃ）を算出する位相振動子積分演算部（４２）とを備える構成とする。
【００１９】
また、上記の発明において、前記振動子固有角振動数算出部は、前記差分角に基づいて算出された前記歩行周波数を用いて前記位相振動子の前記固有角振動数を決定する構成とするとよい。
【００２０】
また、上記の発明において、前記補助出力算出部（２５）は、前記差分角位相から、補助すべきタイミングで前記補助力が発揮されるように調整された補助力位相（Φａｓ）を演算する補助位相演算部（５１）と、前記補助力位相に基づいて左右の前記補助力（τＬ、τＲ）を演算する左右補助力演算部（５２）とを備える構成とするとよい。
【００２１】
この構成によれば、最も歩行運動の補助に効果の高い位相で適切に補助力を発揮することができる。
【００２２】
また、上記の発明において、前記差分角位相を、左脚を補助すべき位相で前記補助力が発揮される左用補助力位相（ΦａｓＬ）になるように調整する左補助位相演算部（１１１Ｌ）と、前記左用補助力位相に基づいて左補助力（τＬ）を演算する左補助力演算部（１１２Ｌ）と、前記差分角位相を、右脚を補助すべき位相で前記補助力が発揮される右用補助力位相（ΦａｓＲ）になるように調整する右補助位相演算部（１１１Ｒ）と、前記右用補助力位相に基づいて右補助力（τＲ）を演算する右補助力演算部（１１２Ｒ）とを備える構成とするとよい。
【００２３】
この構成によれば、左右の補助力が独立して算出されるため、装着者の左右の脚の状態等に応じて左右の補助力に適切な差を設けて装着者の歩行運動をより円滑に補助することが可能になる。
【発明の効果】
【００２４】
このように本発明によれば、煩雑なパラメータ設定を必要とすることなく、片麻痺患者等へ装着された場合でも患脚の左右非対称の歩行に対しても適切な周期的な補助を付与することができる歩行補助装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】実施例１に係る歩行補助装置の構成図
【図２】関節角度及び差分角に関する説明図
【図３】図１に示される制御装置の構成を示すブロック図
【図４】図３に示される差分角位相算出部の構成を示すブロック図
【図５】図４に示される第１ローパスフィルタのボード線図
【図６】差分角位相に関する説明図
【図７】図３に示される振動子位相演算部の構成を示すブロック図
【図８】図３に示される補助力決定部の構成を示すブロック図
【図９】実施例１に係る歩行補助装置の効果の示すタイムチャート
【図１０】実施例２に係る差分角算出部の構成を示すブロック図
【図１１】実施例３に係る差分角算出部の構成を示すブロック図
【図１２】実施例４に係る差分角算出部の構成を示すブロック図
【図１３】実施例５に係る差分角位相算出部の構成を示すブロック図
【図１４】実施例６に係る差分角位相算出部の構成を示すブロック図
【図１５】実施例７に係る差分角位相算出部の構成を示すブロック図
【図１６】実施例８に係る振動子位相演算部の構成を示すブロック図
【図１７】実施例８に係る補助力決定部の構成を示すブロック図
【発明を実施するための形態】
【００２６】
本発明の実施の形態を図１〜図１７を参照して説明する。なお、脚体等の左右を区別するために符号に続けて「Ｌ」及び「Ｒ」を用いるが、左右を区別する必要がない場合や左右成分を有するベクトルを表現する場合には当該符号を省略する。また、脚体（具体的には大腿部）の屈曲運動（前方運動）及び伸展運動（後方運動）を区別するために符号「＋」及び「−」を用いる。
【実施例１】
【００２７】
＜構成＞
図１に示されるように、歩行補助装置１は、使用者としての人間Ｐの胴体に装着されるメインフレーム２と、人間Ｐの股関節部を中心にして変位し得るようにメインフレーム２に連結され、人間Ｐの各脚体に装着される左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒと、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒをメインフレーム２に対して変位させる左右の駆動源４Ｌ、４Ｒと、左右の駆動源４Ｌ、４Ｒの動作を制御するように構成されている制御装置５（図３参照）と、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒのメインフレーム２に対する角度を検出する左右の股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒと、左右の駆動源４Ｌ、４Ｒ及び制御装置５に電力を供給するバッテリ（図示せず）とを備えている。
【００２８】
メインフレーム２は硬質樹脂や金属等の剛性素材と繊維等の柔軟素材とが組み合わせられて構成され、メインフレーム２に連結されたベルト１１によって人間Ｐの腰部に装着される。メインフレーム２の前面（腰部の背面に対向する位置）には、柔軟素材により形成された腰部サポータ１２が取り付けられている。
【００２９】
サブフレーム３Ｌ、３Ｒは、脚部サポータ１３Ｌ、１３Ｒとアーム部１４Ｌ、１４Ｒとを備えている。脚部サポータ１３は剛性素材と柔軟素材とが組み合わせられて構成され、左右の大腿部に装着される。アーム部１４は硬質樹脂又は金属により形成され、大腿部に沿って下方に伸びており、駆動源４の出力軸と脚部サポータ１３とを連結する。つまり、サブフレーム３Ｌ、３Ｒは、駆動源４を介してメインフレーム２に連結されている。
【００３０】
駆動源４はモータにより構成され、減速機構及びコンプライアンス機構のうち一方又は両方を適宜備えている。駆動源４は、制御装置５により所定の補助力（アシストトルク）τを発揮するように制御された電力をバッテリから供給されることによりアーム部１４に動力を加える。アーム部１４に加えられた動力は、脚部サポータ１３を介して人間Ｐの脚体に伝達される。
【００３１】
股関節角度センサ６は人間Ｐの腰部の横に配置されるアブソリュート型の角度センサにより構成され、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒのメインフレーム２に対する角度（絶対角度）を検出することで、対応する脚体の股関節角度θＬ、θＲに応じた信号を出力する。股関節角度センサ６から出力された股関節角度θＬ、θＲを表わす信号は、制御装置５に入力される。
【００３２】
股関節角度θＬ、θＲは、図２に示されているように、人間Ｐを矢状面の法線方向から見た場合に、基本前額面を表わす直線線分と、大腿部を表す直線線分とがなす角度として定義される。股関節角度θＬ、θＲは、大腿部が基本前額面より屈曲側（前方）にある場合は正（＋）である一方、大腿部が基本前額面より伸展側（後方）にある場合は負（−）であると定義される。
【００３３】
バッテリは、例えば、メインフレーム２の内部に収容されるようにメインフレーム２に固定されており、制御装置５及び駆動源４Ｌ、４Ｒに対して電力を供給する。なお、制御装置５及びバッテリのそれぞれはサブフレーム３に取り付けられ又は収納されていてもよく、歩行補助装置１とは別個に設けられてもよい。
【００３４】
制御装置５は、メインフレーム２に収納されたＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等を含む電子回路ユニットにより構成され、駆動源４Ｌ、４Ｒの動作、ひいては人間Ｐに作用させる補助力の制御処理を実行するように構成されている。制御装置５が所定の演算処理を実行するように構成されているとは、制御装置５を構成する演算処理装置（ＣＰＵ）が、記憶装置（メモリ）から必要なデータ及びアプリケーションソフトウェアを読み取り、当該ソフトウェアに従って当該所定の演算処理を実行するようにプログラムされていることを意味する。
【００３５】
このように構成された歩行補助装置１は、メインフレーム２及びサブフレーム３Ｌ、３Ｒを介して、バッテリを電源とする駆動源４の動力を歩行補助力として人間Ｐに作用させることにより、当該人間Ｐの歩行運動を補助する。
【００３６】
＜機能＞
図３に示されるように、制御装置５は、左右の股関節角度θＬ、θＲに基づいて、後述の演算処理を実行することで左右の股関節角度θＬ、θＲの差分角θ（左右の脚体の股関節部の挟み角）を算出する差分角算出部２１と、差分角算出部２１により算出された差分角θに基づいて、後述の演算処理を実行することで差分角位相Φや歩行周波数ｆｒｅｑを算出する差分角位相算出部２２と、差分角位相算出部２２により算出された差分角位相Φに基づいて、後述の演算処理を実行することで左右の脚体に対する補助力τを算出する補助力算出部２３とを備えている。
【００３７】
また、補助力算出部２３は、差分角位相算出部２２により算出された差分角位相及び歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて、歩行補助装置１を装着した人間Ｐの歩行周波数ｆｒｅｑに応じた位相振動子を用いた演算処理を実行することで、差分角位相Φに同期振動する位相振動子の振動子位相を演算する振動子位相演算部２４と、振動子位相演算部２４により演算された振動子位相Φｃに基づいて、後述の演算処理を実行することで左右の脚体に対する補助力τを決定する補助力決定部２５とを備えている。
【００３８】
制御装置５は、電源がオンにされて通電されると、股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒの出力に基づいて決定した補助力τＬ、τＲを発揮するよう駆動源４Ｌ、４Ｒを駆動する。
【００３９】
差分角算出部２１は、一方の脚体（本実施例では左脚とする）の股関節角度θＬから他方の脚体（右脚）の股関節角度θＲを減算することで左右の脚体の差分角θを算出する。即ち、差分角θは下式（１）を演算することにより算出される。
θ＝θＬ−θＲ  ・・・・（１）
【００４０】
即ち、差分角θは、図２に示されるように左脚の右脚に対する屈曲角度であり、左脚が右脚よりも屈曲側（前方）にある場合に正値になり、左脚が右脚よりも伸展側（後方）にある場合に負値になる。人間Ｐが両足を揃えて直立した状態や屈み込んだ状態では、左右の股関節角度θＬ、θＲが同一になるため、差分角θは０になる。従って、差分角θの時間微分値である差分角速度ωは、左脚が屈曲運動を行い、右脚が伸展運動を行っている場合には正値になり、左脚が伸展運動を行い、右脚が屈曲運動を行っている場合には負値になる。そして、差分角算出部２１は、上記演算処理を、制御装置５の所定の演算処理周期で実行する。
【００４１】
なお、歩行補助装置１に左右の股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒが設けられる代わりに、左のサブフレーム３Ｌの右サブフレーム３Ｒに対する相対角度を検出するセンサがメインフレーム２等に設けられ、このセンサの出力を差分角算出部２１が左右の脚体の股関節部の差分角θとして扱ってもよい。また、加速度センサ及びジャイロセンサを備えたＩＭＵを左右脚体の姿勢計測に用い、左右の脚体の矢状面に於ける鉛直線に対する角度の差分でもって差分角θとしてもよい。
【００４２】
次に、本実施例の図３に示される差分角位相算出部２２について説明する。図４のブロック線図に示されるように、差分角位相算出部２２は、後述する演算又は処理を行う各種機能部（３１〜３９）を備える。そして、差分角位相算出部２２は、これらの各機能部の処理を、制御装置５の所定の演算処理周期で実行する。以下、各機能部について順に説明する。
【００４３】
差分角位相算出部２２は、制御装置５の各演算処理周期において、まず、第１ローパスフィルタ３１の処理を実行する。
【００４４】
第１ローパスフィルタ３１は、差分角算出部２１により算出された差分角θに応じた信号から高周波成分を遮断し、低周波成分を通過させるローパス（ハイカット）処理を行う。図５は、第１ローパスフィルタ３１のボード線図を示している。第１ローパスフィルタ３１のカットオフ周波数は、（Ａ）のゲイン線図に示されるように、使用者である人間Ｐの通常想定される歩行周波数以上に設定すること（２Ｈｚ〜３Ｈｚ）が好ましい。また、（Ｂ）の位相線図に示されるように、第１ローパスフィルタ３１を通過した差分角θｆは、周波数の関数として表される位相特性φ１ｆ（ｆｒｅｑ）を有する。
【００４５】
差分角位相算出部２２は、第１ローパスフィルタ３１の処理を実行した後、図４に示される差分角速度算出部３２の処理を実行する。
【００４６】
差分角速度算出部３２は、第１ローパスフィルタ３１を通過した差分角θｆに基づいて差分角速度ωを算出する。具体的には、差分角速度算出部３２は下式（２）の演算を実行することにより差分角速度ωを算出する。
ω＝（θｆ＿Ｎ−θｆ＿Ｎ−１）／Ｔｃ  ・・・・（２）
但し、θｆ＿Ｎ：今回の処理においた算出された差分角θｆ、θｆ＿Ｎ−１：前回の処理において算出された差分角θｆ、Ｔｃ：処理周期である。
【００４７】
差分角位相算出部２２は、差分角速度算出部３２の処理を実行した後、次に、図４に示される差分角速度正規化部３３の処理を実行する。
【００４８】
差分角速度正規化部３３は、差分角速度算出部３２により算出された差分角速度ωを、１周期前の差分角速度ωの最大値と最小値を用いた所定の規則に従って正規化し、正規化された差分角速度ωｎを出力する。具体的には、差分角速度正規化部３３は下式（３）の演算を実行することにより（演算則に従って）差分角速度ωを正規化する。
ωｎ＝（ω−（ωＭＡＸ＋ωＭＩＮ）／２）／{（ωＭＡＸ−ωＭＩＮ）／２}  ・・・・（３）
但し、ωＭＡＸ：歩行一周期前の最大差分角速度、ωＭＩＮ：歩行一周期前の最小差分角速度である。
【００４９】
上記の式（３）で示される差分角速度ωｎの分子は、一歩前の歩行運動における差分角速度ωの正のピークと負のピークの絶対値が等しくなるようにオフセットの除去を表しており、分母は、一歩前の歩行運動における差分角速度ωの振幅を表している。従って、差分角速度正規化部３３が式（３）の演算を実行することにより、差分角速度ωは、装着者である人間Ｐの歩行運動に応じて正規化される。
【００５０】
差分角位相算出部２２は、第１ローパスフィルタ３１の処理を実行した後、併せて図４に示される差分角正規化部３４の処理を実行する。
【００５１】
差分角正規化部３４は、第１ローパスフィルタ３１を通過した差分角θｆを、１周期前の差分角θの最大値と最小値を用いた所定の規則に従って正規化し、正規化された差分角θｎを出力する。具体的には、差分角正規化部３４は下式（４）の演算を実行することにより（演算則に従って）差分角θを正規化する。
θｎ＝（θ−（θＭＡＸ＋θＭＩＮ）／２）／{（θＭＡＸ−θＭＩＮ）／２}  ・・・・（４）
但し、θＭＡＸ：歩行一周期前の最大差分角、θＭＩＮ：歩行一周期前の最小差分角である。
【００５２】
上記の式（４）で示される差分角θｎの分子は、一歩前の歩行運動における差分角θの正のピークと負のピークの絶対値が等しくなるようにオフセットの除去を表しており、分母は、一歩前の歩行運動における差分角θの振幅を表している。従って、差分角正規化部３４が式（４）の演算を実行することにより、差分角θｆは、装着者である人間Ｐの歩行運動に応じて正規化される。
【００５３】
差分角正規化部３４の処理及び差分角速度正規化部３３の処理を実行した後、差分角位相算出部２２は、逆正接演算部３５の処理を実行する。
【００５４】
逆正接演算部３５は、差分角正規化部３４により正規化された差分角θｎ及び差分角速度正規化部３３により正規化された差分角速度ωｎに基づいて、逆正接演算を実行することにより差分角位相Φｒを算出する。具体的には、逆正接演算部３５は、下式（５）を実行することにより、図６に示されるように差分角θｎ及び差分角速度ωｎの相平面における差分角位相Φｒを算出する。
Φｒ＝arctan（ωｎ／θｎ）  ・・・・（５）
【００５５】
式（５）から算出される差分角位相Φｒは、図６の相平面に模式的に示されているように、左右の脚体それぞれ１歩ずつの合計２歩を１周期とする歩行運動における運動進行状態を表している。
【００５６】
また、差分角位相算出部２２は、逆正接演算部３５の処理を実行した後、第２ローパスフィルタ３６の処理を実行する。
【００５７】
第２ローパスフィルタ３６は、逆正接演算部３５により算出された差分角位相Φｒに応じた信号から高周波成分を遮断し、低周波成分を通過させるローパス（ハイカット）処理を行う。第２ローパスフィルタ３６のカットオフ周波数は、第１ローパスフィルタ３１と異なり、人間Ｐの通常想定される歩行周波数ｆｒｅｑの変化の周波数以上に設定すること（０．５Ｈｚ〜１Ｈｚ）が好ましい。第２ローパスフィルタ３６を通過した差分角位相Φｆは、周波数の関数として表される位相特性φ２ｆ（ｆｒｅｑ）を有する。
【００５８】
また、差分角位相算出部２２は、制御装置５の各演算処理周期において、上記処理と並行して歩行周波数推定部３７の処理を実行する。
【００５９】
歩行周波数推定部３７は、差分角θに基づいて歩行周波数ｆｒｅｑを推定する。例えば、歩行周波数推定部３７は、高速フーリエ変換又はウェーブレット変換を使用して歩行周波数ｆｒｅｑを算出する。歩行周波数推定部３７が歩行周波数ｆｒｅｑを算出する際には、窓関数が掛け合わされるようにする。窓関数の区間は、複数歩分の差分角θが含まれるようにとるとよい。
【００６０】
差分角位相算出部２２は、歩行周波数推定部３７の処理及び第２ローパスフィルタ３６の処理を実行した後、位相遅れ量推定部３８の処理を実行する。
【００６１】
位相遅れ量推定部３８は、第２ローパスフィルタ３６を通過した差分角位相Φｆが有する位相特性φ２ｆ（ｆｒｅｑ）、第１ローパスフィルタ３１を通過した差分角θが有する位相特性φ１ｆ（ｆｒｅｑ）、及び歩行周波数推定部３７により算出された歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて、位相遅れ量ｄｐを推定する。位相遅れ量ｄｐは、下式（６）を演算することにより算出される。
ｄｐ＝φ１ｆ（ｆｒｅｑ）＋φ２ｆ（ｆｒｅｑ）  ・・・・（６）
【００６２】
その後、差分角位相算出部２２は、位相遅れ補償部３９の処理を実行する。位相遅れ補償部３９は、第２ローパスフィルタ３６を通過した差分角位相Φｆを、位相遅れ量推定部３８により算出された位相遅れ量ｄｐに基づいて補正し、補正後の差分角位相Φを出力する。具体的には、差分角位相算出部２２は、下式（７）に表されるように差分角位相Φｆから位相遅れ量ｄｐを減じる演算を行うことにより差分角位相Φを算出する。
Φ＝Φｒ−ｄｐ  ・・・・（７）
【００６３】
次に、本実施例の図３に示される振動子位相演算部２４について、図７のブロック線図を参照して説明する。振動子位相演算部２４は、後述する演算又は処理を行う各種機能部として、振動子固有角振動数算出部４１及び位相振動子積分演算部４２を備える。そして、振動子位相演算部２４は、これらの機能部（４１、４２）の処理を、制御装置５の所定の演算処理周期で実行する。
【００６４】
振動子固有角振動数算出部４１は、図４に示される歩行周波数推定部３７により推定された歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて振動子の固有角振動数である振動子固有角振動数ωｏを算出する。具体的には、振動子固有角振動数算出部４１は、下式（８）に示される演算を実行することにより振動子固有角振動数ωｏを算出する。
ωｏ＝２π×ｆｒｅｑ  ・・・・（８）
【００６５】
なお、式（７）に従って算出される振動子固有角振動数ωｏは、歩行補助装置１を装着した人間Ｐの歩行周波数ｆｒｅｑに基づく変数であるが、振動子固有角振動数算出部４１が目標歩行周波数として予め設定される定数を保持してもよいし、歩行周波数ｆｒｅｑにローパスフィルタを適用したものを用いてもよい。
【００６６】
差分角位相算出部２２は、振動子固有角振動数算出部４１の処理を実行した後、位相振動子積分演算部４２の処理を実行する。
【００６７】
位相振動子積分演算部４２は、図４に示される位相遅れ補償部３９により補正された差分角位相Φを入力として、上記振動子の固有角振動数ωｏに基づいて差分角位相Φに同期して振動する位相振動子の振動子位相Φｃを出力する。具体的には、位相振動子積分演算部４２は、下式（９）に示される微分方程式を解くことにより、即ち差分角位相Φと位相振動子との位相差を加味して、固有角振動数ωｏに応じた位相振動子の位相変化の積分演算を実行することにより、同期振動した振動子位相Φｃを算出する。
ｄΦｃ／ｄｔ＝ωｏ＋ｆ（Φ−Φｃ＋α）  ・・・・（９）
但し、ｆ（ｘ）は関数を表しており、αは振動子位相Φｃを調整する設定位相差である。ｆ（ｘ）には、ｘが０の近傍（例えば−π／４からπ／４までの範囲）で単調増加するような関数を使用することが好ましい。ｆ（ｘ）として、例えば、下式（１０）を用いることができる。
ｆ（ｘ）＝Ｋsin（ｘ）  ・・・・（１０）
但し、Ｋ：定数である。
【００６８】
次に、本実施例の図３に示される補助力決定部２５について説明する。図８のブロック線図に示されるように、補助力決定部２５は、後述する演算又は処理を行う各種機能部（５１、５２）を備える。そして、補助力決定部２５は、これらの各機能部の処理を、制御装置５の所定の演算処理周期で実行する。
【００６９】
補助位相演算部５１は、振動子位相演算部２４により演算された振動子位相Φｃを、補助すべきタイミングで補助力τが発揮されるように調整してもよい。具体的には、補助位相演算部５１は、下式（１１）の演算を実行することにより補助力位相Φａｓを算出する。
Φａｓ＝Φｃ−β  ・・・・（１１）
但し、β：補助目標位相差である。つまり、補助位相演算部５１は、演算された振動子位相Φｃから補助すべき位相で補助力τを発揮させるための補助目標位相差βを減じることにより、設定されたタイミングで補助するように調整された補助力位相Φａｓを算出する。
【００７０】
また、補助力決定部２５は、補助位相演算部５１の処理を実行した後、左右補助力演算部５２の処理を実行する。
【００７１】
左右補助力演算部５２は、差分角θの補助力位相Φａｓに基づいて左右の補助力τＬ、τＲを演算する。具体的には、左右補助力演算部５２は、下式（１２）及び（１３）の演算を実行する。
τＬ＝Ｇ×sinΦａｓ  ・・・・（１２）
τＲ＝−τＬ  ・・・・（１３）
但し、Ｇ：ゲインである。ゲインＧは補助力の強弱を設定するための係数であり、歩行補助装置１を装着する人間Ｐの使用目的や使用時の体調等に応じて異なる値に設定される。
【００７２】
或いは、左右補助力演算部５２が下式（１４）の演算、即ち補助力位相Φａｓに応じて補助力が予め定められたマップ（或いはテーブル）を参照することにより左補助力τＬを求めてもよい。
τＬ＝ＬＵＴ（Φａｓ）  ・・・・（１４）
この場合、マップに定められた補助力が補助目標位相差βを加味して定められていれば、補助位相演算部５１が設けられずに、左右補助力演算部５２が振動子位相Φｃを用いて下式（１５）のように左補助力τＬを求めてもよい。
τＬ＝ＬＵＴ（Φｃ）  ・・・・（１５）
【００７３】
制御装置５が以上の処理を所定の演算処理周期で実行し、算出された左右の補助力τＬ、τＲを発揮するように左右の駆動源４Ｌ、４Ｒに電力を供給することにより、歩行補助装置１を装着した人間Ｐの歩行運動が補助される。
【００７４】
図９は、従来のアルゴリズム（麻痺側の股関節角度から脚の位相を推定する）を用いた場合（点線）と本発明に係るアルゴリズムを用いた場合（破線）とについて、片麻痺患者が装置を装着した時の麻痺側の股関節角度（実線）及び推定した位相を基にした波形の変化を、横軸に経過時間をとって示したタイムチャートである。なお、縦軸の＋は屈曲側股関節角度、縦軸の−は伸展側股関節角度を示している。
【００７５】
実線で示されるような歩行パターンを行う患者に対しては、従来の手法（点線）では、股関節角度からの位相推定が正確でなく、進展方向への運動を屈曲と認識している期間があり、また高周波成分も多くみられる。即ち、屈曲運動と想定している区間を伸展運動していると誤認識すると、運動を補助するトルクとは逆のトルクが出力されることになる。また、高周波成分が多いと違和感や、補助トルクが大きい場合にはその急激な変化により転倒を誘発する可能性もある。
【００７６】
これに対し、本発明では、破線で示されるように、屈曲と伸展とが歩行の周波数に合わせて交互に推定されており、高周波成分も小さくなっている。そのため、屈曲運動している時及び伸展運動している時に運動を補助するトルクを滑らかに適切に出力することができる。
【００７７】
このように本発明に係る制御装置５は、図３に示されるように、差分角算出部２１において使用者である人間Ｐの左右の脚の股関節部の差分角θを算出し、差分角位相算出部２２において差分角θに基づいて差分角位相Φを算出し、補助力算出部２３において差分角位相Φに基づいて人間Ｐに与えるべき補助力τを算出するように構成される。これにより、歩行補助装置１が健常者のみならず片麻痺の疾患を有する人間Ｐに装着された場合であっても、左右のどちらが患脚であろうとも、股関節可動範囲が大きな健脚から周期的な運動が取り出せるため、煩雑なパラメータ設定を必要とすることなく歩行運動の位相Φが適切に算出され、装着者（人間Ｐ）に応じた補助力τが生成される。
【００７８】
つまり、麻痺側の脚の動きが周期的でない場合や、たとえ周期的であっても、動きの変動が大きい場合において、従来の手法では狙ったタイミングで狙った補助力τを発生できない場合があった。これに対し、本発明では、左右の脚の股関節部の差分角θを用いることで、安定して歩行の位相Φを推定でき、適切なタイミングでの周期的な補助力τの付与が可能となる。
【００７９】
また、急性期の片麻痺患者等、歩行周期が不規則な患者や、左右の対称性の低い歩行の使用者にも適切なタイミングで補助力τの付与ができると同時に、回復が進んだ維持期の片麻痺患者や健常者等、対称性の高い歩行をしている使用者にも同じアルゴリズムで特別な設定変更なしに適切なタイミングでの補助が可能となる。
【００８０】
更に、お辞儀のような左右の股関節が同相の動きを行った場合、従来の手法では歩行をしていないにも拘わらず補助力が発生してしまう虞があったが、本願発明のように差分角θを用いた場合には、そもそも補助力演算に使用される差分角θが変化せず、原理的に不要な補助力τが発生しないため、特別な処理なしに歩行運動のみに対して補助力τを付与することができる。
【００８１】
差分角位相算出部２２が、差分角θをフィルタ処理する第１ローパスフィルタ３１と、差分角位相Φｒをフィルタ処理する第２ローパスフィルタ３６とを備え、歩行周波数推定部３７において差分角θに基づいて歩行周波数ｆｒｅｑを推定し、位相遅れ量推定部３８において歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて両ローパスフィルタ３１、３６による位相遅れ量ｄｐを推定し、位相遅れ補償部３９において位相遅れ量ｄｐに基づいて、フィルタ処理された差分角位相Φｆの位相遅れを補償するように構成されている。これにより、差分角θに含まれるノイズが第１ローパスフィルタ３１でキャンセルされ、逆正接演算による差分角位相推定の精度が向上する。一方、第１ローパスフィルタ３１は、差分角θに対するフィルタであるためにカットオフ周波数を比較的高く設定しなければならない。そのため、第１ローパスフィルタ３１の適用のみでは推定誤差が残りやすい。そこで、差分角位相Φｒに、位相に対する第２ローパスフィルタ３６を適用することにより、よりカットオフ周波数の低いローパスフィルタを適用でき、更に位相推定精度が向上する。更に、両ローパスフィルタ３１、３６による位相遅れが補償されるため、カットオフ周波数の低いフィルタを適用しても、補助位相が遅れることなく歩行補助装置１を装着する人間Ｐの歩行運動がより高精度に補助される。
【００８２】
また、図３に示されるように、振動子位相演算部２４において、差分角θから求められる人間Ｐの歩行周波数ｆｒｅｑに応じた固有角振動数ωｏに基づいて差分角位相Φに同期振動する振動子位相Φｃが演算され、補助力決定部２５において、振動子位相演算部２４により演算された振動子位相Φｃに基づいて補助力τを決定するように補助力算出部２３が構成されている。これにより、差分角位相Φが急激な変化をする場合や、変動が継続するような場合にも、差分角位相Φが位相振動子の自律振動に基づいてより均等な速さで変化するように補正されるため、より適切な位相で補助力τが発揮される。
【００８３】
また、図８に示されるように、補助位相演算部５１において、補助すべき位相で補助力が発揮される補助力位相Φａｓになるように振動子位相Φｃを調整し、左右補助力演算部５２において、補助位相演算部５１により調整された補助力位相Φａｓに基づいて左右の補助力τＬ、τＲを演算するように補助力決定部２５が構成されている。これにより、最も歩行運動の補助に効果の高い位相で適切に補助力が発揮されるように調整することができる。
【実施例２】
【００８４】
次に、図１０を参照して、本発明の実施例２について説明する。
【００８５】
図１０は、実施例１に係る歩行補助装置１における図３に示される差分角算出部２１の変形例を示している。本実施例の他の構成や機能は実施例１と同様であり、図１に対応する図示は省略し、実施例１と異なる部分のみを説明する。以降の実施例においても同様とする。
【００８６】
本実施例では、実施例１において左右の股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒにアブソリュート型の絶対角度センサが用いられる代わりに、図１０に示すように、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒのメインフレーム２に対する相対角度を検出するインクリメンタル型角度センサ６１Ｌ、６１Ｒが設けられる。差分角算出部２１は、これらのインクリメンタル型角度センサ６１Ｌ、６１Ｒの出力に基づいて差分角θを算出する。
【００８７】
差分角算出部２１は、インクリメンタル型角度センサ６１Ｌ、６１Ｒから出力される信号に基づいて、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒのメインフレーム２に対する角度に対応した脚体の股関節角度θＬ、θＲを演算するカウンタ・角度演算部６２Ｌ、６２Ｒと、カウンタ・角度演算部６２Ｌ、６２Ｒにより演算された左右の股関節角度θＬ、θＲに基づいて、左右の脚体の股関節部の差分角θを演算する差分角演算部６３とを備えている。差分角演算部６３は、実施例１と同様に上式（１）の実行により差分角θを演算する。
【００８８】
歩行補助装置１がこのように構成されても、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。なお、インクリメンタル型角度センサ６１Ｌ、６１Ｒに代えて、左右それぞれに複数個のホールセンサが設けられ、カウンタ・角度演算部６２Ｌ、６２Ｒが、ホールセンサから出力される磁気信号やホール状態信号に基づいて脚体の股関節角度θＬ、θＲを演算するようにしてもよい。
【実施例３】
【００８９】
図１１は、実施例３に係る差分角算出部２１の構成を示している。
【００９０】
本実施例では、実施例１の左右の股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒの代わりに、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒの前後加速度を検出する左大腿Ｇセンサ７１Ｌ及び右大腿Ｇセンサ７１Ｒと、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒの角速度ω３Ｌ、ω３Ｒを検出する左大腿ジャイロセンサ７２Ｌ及び右大腿ジャイロセンサ７２Ｒとが歩行補助装置１に設けられる。差分角算出部２１は、これらのセンサ７１Ｌ、７１Ｒ、７２Ｌ、７２Ｒの出力に基づいて差分角θを算出する。
【００９１】
差分角算出部２１は、対応する大腿Ｇセンサ７１Ｌ、７１Ｒ及び大腿ジャイロセンサ７２Ｌ、７２Ｒの検出信号に基づいて、ストラップダウン方式の姿勢推定演算を実行し、対応する姿勢角ベクトルＢＬ、ＢＲを推定する左右のストラップダウン姿勢推定部７３Ｌ、７３Ｒと、ストラップダウン姿勢推定部７３Ｌ、７３Ｒにより推定された左右の姿勢角ベクトルＢＬ、ＢＲに基づいて、左右の脚体の股関節部の差分角θを演算する差分角演算部７４とを備えている。ストラップダウン姿勢推定部７３は、公知のストラップダウン方式の演算を行い、そのうち矢状面上における股関節動作に関するパラメータだけを使用する。差分角算出部２１がこのように構成されても、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。
【実施例４】
【００９２】
図１２は、実施例４に係る差分角算出部２１の構成を示している。
【００９３】
本実施例では、実施例１の左右の股関節角度センサ６Ｌ、６Ｒの代わりに、左右のサブフレーム３Ｌ、３Ｒの角速度ω３Ｌ、ω３Ｒを検出する左大腿角速度センサ８１Ｌ及び右大腿角速度センサ８１Ｒが歩行補助装置１に設けられる。差分角算出部２１は、これらのセンサ８１Ｌ、８１Ｒの出力に基づいて差分角θを算出する。大腿角速度センサ８１Ｌ、８１Ｒは、例えばジャイロにより構成される。
【００９４】
差分角算出部２１は、対応する大腿角速度センサ８１Ｌ、８１Ｒにより出力される左右の角速度ω３Ｌ、ω３Ｒの検出信号に基づいて、これらの値を積分演算することで対応する大腿の角度、即ち股関節角度θＬ、θＲを演算する左右の角速度積分演算部８２Ｌ、８２Ｒと、左右の角速度積分演算部８２Ｌ、８２Ｒにより演算された左右の股関節角度θＬ、θＲに基づいて、左右の脚体の股関節部の差分角θを演算する差分角演算部８３とを備えている。差分角演算部８３は、実施例１と同様に上式（１）の実行により差分角θを演算する。差分角算出部２１がこのように構成されても、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。この構成の場合、前記角速度積分演算部により演算される値が発散しないように、左右の角速度ω３Ｌ、ω３Ｒの検出信号にローカットフィルタを適用することが好ましい。
【実施例５】
【００９５】
図１３は、実施例１に係る歩行補助装置１における、図３に示される差分角位相算出部２２の変形例を示している。実施例５〜７においては、実施例１の図４に示される差分角位相算出部２２の構成要素と機能が共通する要素には同一の符号を付し、実施例１の構成との違いを中心に説明する。
【００９６】
本実施例では、図４中の第２ローパスフィルタ３６が設けられていない。そのため、位相遅れ量推定部３８は、第１ローパスフィルタ３１を通過した差分角θが有する位相特性φ１ｆ（ｆｒｅｑ）、及び歩行周波数推定部３７により算出された歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて、下式（１６）のように位相遅れ量ｄｐを推定する。
ｄｐ＝φ１ｆ（ｆｒｅｑ）  ・・・・（１６）
【００９７】
差分角位相算出部２２がこのように構成されても、差分角波形の高周波成分が小さい場合には、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。
【実施例６】
【００９８】
図１４は、実施例６に係る差分角位相算出部２２の構成を示している。本実施例では、図４中の第１ローパスフィルタ３１が設けられていない。そのため、位相遅れ量推定部３８は、第２ローパスフィルタ３６を通過した差分角位相Φｆが有する位相特性φ２ｆ（ｆｒｅｑ）、及び歩行周波数推定部３７により算出された歩行周波数ｆｒｅｑに基づいて、下式（１７）のように位相遅れ量ｄｐを推定する。
ｄｐ＝φ２ｆ（ｆｒｅｑ）  ・・・・（１７）
【００９９】
差分角位相算出部２２がこのように構成されても、差分角波形の高周波成分が小さい場合には、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。
【実施例７】
【０１００】
図１５は、実施例７に係る差分角位相算出部２２の構成を示している。
【０１０１】
本実施例では、図４中の差分角速度算出部３２及び差分角速度正規化部３３が設けられておらず、逆正接演算部３５の代わりに差分角−位相マップ部９１が設けられている。差分角−位相マップ部９１は、計測データに基づいて正規化された差分角θｎに対応する差分角位相Φｒが予め定義されたマップを備えており、正規化された差分角θｎに基づいてマップを参照することで差分角位相Φｒを決定する。
【０１０２】
差分角位相算出部２２がこのように構成されても、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。
【実施例８】
【０１０３】
図１６及び図１７は、実施例１に係る歩行補助装置１における図３に示される補助力算出部２３（振動子位相演算部２４及び補助力決定部２５）の変形例を示している。
【０１０４】
図１６に示すように、本実施例の振動子位相演算部２４は、図７に示されるものと同様の振動子固有角振動数算出部４１を備えると共に、図７中の位相振動子積分演算部４２に代えて、基準位相振動子積分演算部１０１及び左右の位相振動子積分演算部１０２Ｌ、１０２Ｒを備えている。
【０１０５】
基準位相振動子積分演算部１０１は、位相遅れ補償部３９（図４）により補正された差分角位相Φを入力として、振動子固有角振動数算出部４１により演算された振動子固有角振動数ωｏに基づいて差分角位相Φに同期振動する基準振動子の振動子位相Φｂを演算し、演算された差分角の基準振動子位相Φｂを出力する。具体的には、基準位相振動子積分演算部１０１は、下式（１８）に示される微分方程式を解く積分演算を実行することにより同期振動した基準振動子位相Φｂを算出する。
ｄΦｂ／ｄｔ＝ωｏ＋ｆ（Φ−Φｂ＋αｂ）  ・・・・（１８）
但し、ｆ（ｘ）は関数を表しており、αｂは、基準振動子位相Φｂを調整する設定位相差である。ｆ（ｘ）には、ｘが０の近傍（例えば−π／４からπ／４までの範囲）で単調増加するような関数を使用することが好ましい。ｆ（ｘ）として、例えば、下式（１９）を用いることができる。
ｆ（ｘ）＝Ｋｂsin（ｘ）  ・・・・（１９）
但し、Ｋｂ：定数である。
【０１０６】
左右の位相振動子積分演算部１０２Ｌ、１０２Ｒは、基準位相振動子積分演算部１０１により演算された基準振動子位相Φｂを入力として、振動子固有角振動数算出部４１により演算された振動子固有角振動数ωｏに基づいて基準振動子位相Φｂに同期振動する左右の振動子のそれぞれの振動子位相ΦｃＬ、ΦｃＲを演算し、演算された左右の振動子位相ΦｃＬ、ΦｃＲを出力する。左右の処理は同様であるため、左位相振動子積分演算部１０２Ｌの処理を例に挙げて具体的に説明する。左位相振動子積分演算部１０２Ｌは、下式（２０）に示される微分方程式を解く積分演算を実行することにより基準振動子位相Φｂに同期振動した左振動子位相ΦｃＬを算出する。
ｄΦｃＬ／ｄｔ＝ωｏ＋ｆ（Φｂ−ΦｃＬ＋αＬ）  ・・・・（２０）
但し、ｆ（ｘ）は関数を表しており、αＬは、左脚の振動子位相ΦｃＬを調整する設定位相差である。ｆ（ｘ）には、ｘが０の近傍（例えば−π／４からπ／４までの範囲）で単調増加するような関数を使用することが好ましく、例えば、下式（２１）が用いられる。
ｆ（ｘ）＝ＫＬsin（ｘ）  ・・・・（２１）
但し、ＫＬ：定数である。
【０１０７】
なお、式（２０）中の設定位相差αＬ及び式（１８）中の設定位相差αｂは、いずれか一方だけが用いられてもよい。
【０１０８】
図１７に示すように、本実施例の補助力決定部２５は、左右の補助位相演算部１１１Ｌ、１１１Ｒと、左右の補助力演算部１１２Ｌ、１１２Ｒとを備える。左右の補助位相演算部１１１Ｌ、１１１Ｒは、対応する位相振動子積分演算部１０２Ｌ、１０２Ｒ（図１６）により演算された左右の振動子位相ΦｃＬ、ΦｃＲを、それぞれ補助すべき位相（タイミング）で補助力τが発揮される左右の補助力位相ΦａｓＬ、ΦａｓＲになるように調整する。具体的には、左補助位相演算部１１１Ｌは下式（２２）の演算を実行することにより左補助力位相ΦａｓＬを算出し、右補助位相演算部１１１Ｒは下式（２３）の演算を実行することにより右補助力位相ΦａｓＲを算出する。
ΦａｓＬ＝ΦＬ−βＬ  ・・・・（２２）
ΦａｓＲ＝ΦＲ−βＲ  ・・・・（２３）
但し、βＬ：左補助目標位相差、βＲ：右補助目標位相差である。
【０１０９】
また、左右の補助力演算部１１２Ｌ、１１２Ｒは、差分角θの左右の補助力位相ΦａｓＬ、ΦａｓＲに基づいて左右の補助力τＬ、τＲを演算する。具体的には、左補助力演算部１１２Ｌは下式（２４）の演算を実行することにより左補助力τＬを算出し、右補助力演算部１１２Ｒは下式（２５）の演算を実行することにより右補助力τＲを算出する。
τＬ＝Ｇ×sinΦａｓＬ  ・・・・（２４）
τＬ＝Ｇ×sinΦａｓＲ  ・・・・（２５）
【０１１０】
或いは、上記実施例１と同様に、左右の補助力演算部１１２Ｌ、１１２Ｒは、対応する補助力位相ΦａｓＬ、ΦａｓＲに応じて補助力τＬ、τＲが予め定められたマップ（或いはテーブル）を参照することにより左右の補助力τＬ、τＲを求めてもよい。
【０１１１】
補助力算出部２３がこのように構成されても、実施例１と同様の作用・効果を得ることができる。また、左右の補助力τＬ、τＲが独立して算出されるため、歩行補助装置１を装着する人間Ｐの左右の脚の状態等に応じて左右の補助力τＬ、τＲに適切な差を設けて人間Ｐの歩行運動をより円滑に補助することができる。
【０１１２】
以上で具体的な実施の形態の説明を終えるが、本発明は上記実施の形態に限定されることなく幅広く変形実施することができる。例えば、上記実施の形態では、非周期的な歩行がより周期的になるように、位相振動子を用いて差分角位相Φを補正しているが、補助力算出部２３が振動子位相演算部２４を有さず、補助力決定部２５が差分角位相算出部２２により算出された差分角位相Φに基づいて補助力τを決定してもよい。また、上記実施の形態に示したアルゴリズムや算式は一例を示しており、これに限られるものではない。この他、各部材や機能部の具体的構成や配置、数量、数値、演算手法、手順等は、本発明の趣旨を逸脱しない範囲であれば適宜変更可能である。また、上記実施例を組み合わせることも可能である。更に、上記実施の形態に示した歩行補助装置１の各構成や要素は全てが必須ではなく、適宜選択することができる。
【符号の説明】
【０１１３】
１      歩行補助装置
２      メインフレーム
３（３Ｌ、３Ｒ）      サブフレーム（伝達部材）
４（４Ｌ、４Ｒ）      駆動源
５      制御装置
６（６Ｌ、６Ｒ）      股関節角度センサ
２１    差分角算出部
２２    差分角位相算出部
２３    補助力算出部
２４    振動子位相演算部
２５    補助力決定部
３１    第１ローパスフィルタ
３２    差分角速度算出部
３３    差分角速度正規化部
３４    差分角正規化部
３５    逆正接演算部
３６    第２ローパスフィルタ
３７    歩行周波数推定部
３８    位相遅れ量推定部
３９    位相遅れ補償部
４１    振動子固有角振動数算出部
４２    位相振動子積分演算部
５１    補助位相演算部
５２    左右補助力演算部
９１    差分角−位相マップ部
１１１Ｌ  左補助位相演算部
１１１Ｒ  右補助位相演算部
１１２Ｌ  左補助力演算部
１１２Ｒ  右補助力演算部
Ｐ      人間（装着者、使用者）
ｄｐ    位相遅れ量
ｆｒｅｑ  歩行周波数
Φ      差分角位相
Φｃ    振動子位相
Φａｓ  補助力位相
ΦａｓＬ  左補助力位相
ΦａｓＲ  右補助力位相
θＬ    左脚の股関節角度
θＲ    右脚の股関節角度
θ      差分角
θｎ    正規化された差分角
τ      補助力（アシストトルク）
τＬ    左補助力
τＲ    右補助力
ω      差分角速度
ωｎ    正規化された差分角速度
ωｏ    振動子固有角振動数
【要約】
【課題】煩雑なパラメータ設定を必要とすることなく、片麻痺患者等へ装着された場合でも患脚の左右非対称の歩行を補助することができる歩行補助装置を提供する。
【解決手段】制御装置５が、使用者の左右の脚の股関節部の差分角θを算出する差分角算出部２１と、差分角θに基づいて差分角位相Φを算出する差分角位相算出部２２と、差分角位相Φに基づいて使用者に与えるべき補助力τを算出する補助力算出部２３とを備えるよう構成する。
【選択図】図３【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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