(57)【要約】【課題】歩行者の歩行リズムの変化に追従しながらも、自律性を持った歩行補助リズムを制御し得るシステムを提供する。【解決手段】本発明の制御システム１００によれば、固有角速度が反映された形で歩行振動子（股関節角速度）φＨ　’と相互に引き込み合う第１振動子ｘが生成される。また、第１振動子ｘと歩行振動子φＨ　’との第１位相差θＨＭと、最適位相差θｄ　との偏差に基づいて新たな固有角速度ωｍ　ｇ決定される。さらにこの固有角速度ωｍ　が反映された形で歩行振動子φＨ　’と相互に引き込み合い、第１位相差θＨＭよりも最適位相差θｄ　に近い第２位相差θｈｍを歩行振動子φＨ　’に対して有する第２振動子ｙが生成される。そして、第２振動子ｙと歩行振動子（股関節角度）φＨ　とに基づき、歩行補助振動子（歩行補助装置２００による歩行者への付与トルク）Ｔが生成される。【選択図】　図２
2004073649.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
歩行補助装置により歩行が補助されている歩行者の歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、
固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合う第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、
第１振動子と歩行振動子との第１位相差と、最適位相差との偏差に基づいて新たな固有角速度を決定する決定手段と、
決定手段により決定された固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合い、第１位相差よりも最適位相差に近い第２位相差を歩行振動子に対して有する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、
第２振動子と、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子とに基づき、歩行補助装置の歩行補助振動子を生成する歩行補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする制御システム。
【請求項２】
歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項１記載の制御システム。
【請求項３】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項１記載の制御システム。
【請求項４】
歩行状態判定手段が歩行者の歩行状態として平地歩行状態と、上昇歩行状態と、下降歩行状態とを判定し、
最適位相差決定手段が基本的に平地歩行状態では０、上昇歩行状態では−、下降歩行状態では＋となるように最適位相差を決定することを特徴とする請求項２又は３記載の制御システム。
【請求項５】
歩行状態判定手段が歩行状態として歩行の緩急を判定し、
最適位相差決定手段が基本的に歩行が急であれば−、歩行が緩やかであれば＋となるように最適位相差を決定することを特徴とする請求項２又は３記載の制御システム。
【請求項６】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を表す判定する生理状態判定手段と、
生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項１記載の制御システム。
【請求項７】
生理状態判定手段が歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、
最適位相差決定手段が基本的に歩行者の疲労度が小さければ＋、歩行者の疲労度が大きければ−となるように最適位相差を決定することを特徴とする請求項６記載の制御システム。
【請求項８】
第１振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第１振動子を生成し、
第２振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第２振動子を生成することを特徴とする請求項１、２、３、４、５、６又は７記載の制御システム。
【請求項９】
歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項８記載の制御システム。
【請求項１０】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項８記載の制御システム。
【請求項１１】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、
生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じ、第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項８記載の制御システム。
【請求項１２】
決定手段が仮想歩行振動子と仮想歩行補助振動子との位相関係を表す内部モデルに従い、第１振動子と歩行振動子との第１位相差よりも、第２振動子と歩行振動子との第２位相差を最適位相差に近づける固有角速度を決定することを特徴とする請求項１〜１１のうちいずれか１つ記載の制御システム。
【請求項１３】
決定手段が、内部モデルに従い、仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の第２位相差が第１位相差に近づくように仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の相関係数を決定する相関係数決定手段と、
該相関係数に基づき仮想歩行振動子の角速度を決定する第１角速度決定手段と、該仮想歩行振動子の角速度に基づき、第２位相差が最適位相差に近づくように第２振動子生成に係る固有角速度としての仮想歩行補助振動子の角速度を決定する第２角速度決定手段とを備えていることを特徴とする請求項１２記載の制御システム。
【請求項１４】
歩行補助振動子生成手段が仮想的な複数の神経素子間の相関が反映された形で、該複数の神経素子の挙動に対応する歩行補助振動子を生成することを特徴とする請求項１〜１３のうちいずれか１つ記載の制御システム。
【請求項１５】
歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項１４記載の制御システム。
【請求項１６】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項１４記載の制御システム。
【請求項１７】
歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、
歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項１４記載の制御システム。
【請求項１８】
歩行状態とｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターンとの対応関係を記憶する記憶手段を備え、歩行状態判定手段が記憶手段により記憶されている対応関係と、歩行振動子測定手段により測定される該ｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターンとに基づき歩行状態を判定することを特徴とする請求項２、９又は１５記載の制御システム。
【請求項１９】
第１及び第２振動子生成手段が、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子を含むファン・デル・ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って第１及び第２振動子を生成することを特徴とする請求項１〜１８のうちいずれか１つ記載の制御システム。
【請求項２０】
歩行振動子測定手段が第１振動子、第２振動子及び歩行補助振動子の生成用の歩行振動子として歩行リズムに対応するリズムで周期的に変動する歩行者の関節角度及び角速度を含む種々の振動子のうち少なくともいずれか１つを測定することを特徴とする請求項１〜１９のうちいずれか１つ記載の制御システム。
【請求項２１】
歩行補助振動子生成手段が歩行補助振動子として、歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、又はトルク及びトルクの変動に対応して歩行者が知覚可能な形態で周期的に変動する振動子を生成することを特徴とする請求項１〜２０のうちいずれか１つ記載の制御システム。
【請求項２２】
歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の脚体関節角度、脚体関節角速度、脚体関節角加速度、及び脚体の一部の位置のうち少なくともいずれかを測定することを特徴とする請求項２、９、１５又は１８記載の制御システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、歩行補助装置の制御システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
歩行者に対して脚体関節（股関節、膝関節、足関節）回りのトルクを付与することでその歩行を補助する装置が知られている。
【０００３】
歩行補助装置において、歩行補助リズム（歩行者へのトルク付与リズム）が予めプログラムされている場合、歩行者はそのプログラムされた歩行補助リズムに従った歩行リズムを強制される。このため、歩行者が歩行リズムを速めたいにも関わらず歩行補助リズムが遅ければゆっくりと歩行せざるを得ない。また、歩行者が歩行リズムを遅らせたいにもかかわらず歩行補助リズムが速ければ速く歩行せざるを得ない。従って、歩行者が意思にそぐわない歩行を強制されているとの不快感を抱く可能性が高い。
【０００４】
一方、歩行補助リズムを歩行者の歩行リズムに完全に追従させる場合、歩行者はその意思に従った歩行リズムで歩行することが可能となる。
【０００５】
即ち、歩行者が歩行リズムを速めようとして脚体の動きを速めたとき、歩行補助リズムがこの脚体の動きの変化に追従して速く制御されれば、歩行者はその意思通りに速く歩行することができる。また、歩行者が歩行リズムを遅らせようとして脚体の動きを遅らせたとき、歩行補助リズムがこの脚体の動きの変化に追従して遅く制御されれば、歩行者はその意思通りにゆっくりと歩行することができる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、歩行補助装置を装着している歩行者にとっては、歩行補助装置を利用しているからにはその歩行が補助されているとの感覚が得られることも重要である。従って、歩行者の完全主導による歩行補助では歩行者がその意図通りのリズムで歩行することができても、かかる感覚の薄れにより歩行補助装置を用いた歩行に違和感を覚えるおそれがある。
【０００７】
また、歩行者が自ら生み出す歩行リズムが急激に変化した場合や、通常の歩行に鑑みて不自然であるような場合、その歩行リズムに従った歩行が助成されてしまい、歩行者の心身負担が増大するおそれがある。
【０００８】
そこで、本発明は歩行者の歩行リズムの変化に追従しながらも、自律性を持った歩行補助リズムを制御し得るシステムを提供することを解決課題とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するための本発明の歩行補助装置の制御システムは、歩行補助装置により歩行が補助されている歩行者の歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合う第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、第１振動子と歩行振動子との第１位相差と、最適位相差との偏差に基づいて新たな固有角速度を決定する決定手段と、決定手段により決定された固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合い、第１位相差よりも最適位相差に近い第２位相差を歩行振動子に対して有する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、第２振動子と、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子とに基づき、歩行補助装置の歩行補助振動子を生成する歩行補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする。
【００１０】
本発明によれば、歩行リズムが反映された歩行振動子に対し、歩行補助の観点から適切な位相差を持った振動子を生成した上で、当該振動子に基づいて歩行補助振動子を生成することで歩行補助リズムの最適化を図ることができる。
【００１１】
なお、本発明において用いられる「振動子」とは、あるリズム（角速度）で振動（時間変化）する現実的な又は仮想的なパラメータを意味する。例えば「歩行振動子」とは、歩行リズムが反映されたリズムで振動する歩行者の脚体関節角度や脚体関節角速度等を意味する。また「歩行補助振動子」とは、歩行補助リズムが反映されたリズムをもって振動する歩行者への脚体関節回りの付与トルク等を意味する。
【００１２】
詳細にはまず、▲１▼「固有角速度」が反映された形で歩行振動子と相互に引き込み合う「第１振動子」が生成される。第１振動子は「相互引き込み」の効果により歩行振動子のリズムと調和しながらも「固有角速度」が反映された自律的なリズムをもって振動する。
【００１３】
但し、第１振動子は歩行振動子のリズムと調和するものの、歩行振動子に対する第１位相差が歩行補助に適切な位相差であるとは限らない。このため、第１振動子に基づき歩行補助振動子が決定されると歩行リズムと歩行補助リズムとが歩行補助に不適切な位相差（〜第１位相差）を持ち、歩行補助を伴う歩行が不適切となるおそれがある。従って、第１振動子に基づき、歩行振動子に対して歩行補助に適切な位相差を有する新たな振動子が生成される必要がある。
【００１４】
そこで、▲２▼新たな「固有角速度」が決定され上で、この固有角速度が反映された形で歩行振動子と相互に引き込み合い、第１位相差よりも「最適位相差」に近い「第２位相差」を歩行振動子に対して有する「第２振動子」が生成される。
【００１５】
第２振動子のリズムは歩行リズム（〜歩行振動子のリズム）に対して「最適位相差」又はこれに近い位相差（〜第２位相差）を有する。従って、第２振動子に基づき歩行補助振動子が決定されれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が最適位相差に近くなる。
【００１６】
そこで、▲３▼第２振動子及び歩行振動子に基づき歩行補助振動子が生成される。これにより、歩行リズムと最適位相差を実現し得るように歩行補助振動子が生成される。また、歩行振動子及び歩行リズムに反映される歩行状態に応じたリズムで当該歩行者の歩行が補助され得る。
【００１７】
従って、本発明によれば▲１▼歩行者の歩行リズム（〜歩行振動子のリズム）の変化に追従しながらも、▲２▼この歩行リズムと「最適位相差」を有するような自律性を持ち、且つ、▲３▼歩行者の歩行状態に応じた円滑な歩行補助が実現されるような歩行補助リズムを実現することができる。
【００１８】
このように、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといったように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従って、歩行者に歩行補助装置によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得る。
【００１９】
また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。
【００２０】
さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。
【００２１】
本発明によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の歩行状態に応じて変動する最適位相差に近づけられることで、歩行状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することができる。
【００２２】
また、本発明は、歩行状態判定手段が歩行者の歩行状態として平地歩行状態と、上昇歩行状態と、下降歩行状態とを判定し、最適位相差決定手段が基本的に平地歩行状態では０、上昇歩行状態では−、下降歩行状態では＋となるように最適位相差を決定することを特徴とする。
【００２３】
本発明によれば、最適位相差が＋に決定されることで、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＞０）又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置を先導する形で歩行し得る。一方、最適位相差が−に決定されることで、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＜０）又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。
【００２４】
従って、歩行者は負担が比較的小さい「下降歩行状態」では歩行補助装置を先導し、負担が比較的大きい「上昇歩行状態」では歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。なお、最適位相差は歩行状態に応じて０、＋、−に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。
【００２５】
また、本発明は、歩行状態判定手段が歩行状態として歩行の緩急を判定し、最適位相差決定手段が基本的に歩行が急であれば−、歩行が緩やかであれば＋となるように最適位相差を決定することを特徴とする。
【００２６】
本発明によれば、歩行者は負担が比較的小さい「緩やかな歩行」に際しては歩行補助装置を先導し、負担が比較的大きい「急な歩行」では歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。
【００２７】
さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を表す判定する生理状態判定手段と、生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じて最適位相差を決定する最適位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。
【００２８】
本発明によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の生理状態に応じて変動する最適位相差に近づけられることで、生理状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することができる。
【００２９】
また、本発明は、生理状態判定手段が歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、最適位相差決定手段が基本的に歩行者の疲労度が小さければ＋、歩行者の疲労度が大きければ−となるように最適位相差を決定することを特徴とする。
【００３０】
本発明によれば、歩行者はその疲労度が小さい場合は歩行補助装置を先導し、疲労度が大きい場合は歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。
【００３１】
さらに本発明は、第１振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第１振動子を生成し、第２振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第２振動子を生成することを特徴とする。
【００３２】
本発明によれば、仮想的な複数の物体間の相関強度の調節を通じて歩行者の実際の歩行により適合した形で歩行補助振動子が生成されるように第１及び第２振動子を生成することができる。
【００３３】
具体的には、仮想的な複数の物体として例えば左右の脚体や同一脚体の複数の関節が想定された場合、交互に前後に動く等の左右の脚体の定性的相関や股関節回りの脚体運動と膝関節回りの脚体運動との周期や位相差等の同一脚体の関節間の定性的相関等が反映された形で「第１振動子」及び「第２振動子」ひいては「歩行補助振動子」が生成される。従って、生成された歩行補助振動子に応じた歩行補助リズムを当該定性的な相関に基づいた歩行者に適切なリズムに調節することができる。
【００３４】
また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００３５】
さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００３６】
本発明によれば、上記のように仮想的な複数の物体として想定された左右の脚体等の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行者の「歩行状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【００３７】
さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じ、第１及び第２振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第１相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００３８】
本発明によれば、上記のように仮想的な複数の物体として想定された左右の脚体等の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行者の「生理状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【００３９】
また、本発明は、決定手段が仮想歩行振動子と仮想歩行補助振動子との位相関係を表す内部モデルに従い、第１振動子と歩行振動子との第１位相差よりも、第２振動子と歩行振動子との第２位相差を最適位相差に近づける固有角速度を決定することを特徴とする。
【００４０】
さらに本発明は、決定手段が、内部モデルに従い、仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の第２位相差が第１位相差に近づくように仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の相関係数を決定する相関係数決定手段と、該相関係数に基づき仮想歩行振動子の角速度を決定する第１角速度決定手段と、該仮想歩行振動子の角速度に基づき、第２位相差が最適位相差に近づくように第２振動子生成に係る固有角速度としての仮想歩行補助振動子の角速度を決定する第２角速度決定手段とを備えていることを特徴とする。
【００４１】
本発明によれば、仮想歩行リズム及び仮想歩行補助リズムの位相差（〜第２位相差）が第１位相差よりも「最適位相差」に近づけられ、これにより実際の歩行補助リズムと実際の歩行リズムとの位相差を歩行補助を伴う歩行に適した「最適位相差」に近づけることができる。
【００４２】
また、本発明は、歩行補助振動子生成手段が仮想的な複数の神経素子間の相関が反映された形で、該複数の神経素子の挙動に対応する歩行補助振動子を生成することを特徴とする。
【００４３】
本発明によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じて歩行者の実際の歩行により適合した形での歩行補助を実現することができる。
【００４４】
また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００４５】
さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００４６】
本発明によれば、上記のように仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行者の「歩行状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【００４７】
また、本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第２相関調節手段とを備えていることを特徴とする。
【００４８】
本発明によれば、上記のように仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行者の「生理状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【００４９】
さらに本発明は、歩行状態とｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターンとの対応関係を記憶する記憶手段を備え、歩行状態判定手段が記憶手段により記憶されている対応関係と、歩行振動子測定手段により測定される該ｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターンとに基づき歩行状態を判定することを特徴とする。
【００５０】
本発明によれば、歩行状態とｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースとの間の一定関係（本願発明者の得た知見）に基づき、歩行状態を高精度で判定することができる。
【００５１】
また、本発明は、さらに本発明は、第１及び第２振動子生成手段が、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子を含むファン・デル・ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って第１及び第２振動子を生成することを特徴とする。
【００５２】
本発明によれば、ファン・デル・ポル方程式に含まれる項の調節を通じ、歩行振動子と第１及び第２振動子との相互引き込みを調節することができる。
【００５３】
さらに本発明は、歩行振動子測定手段が第１振動子、第２振動子及び歩行補助振動子の生成用の歩行振動子として歩行リズムに対応するリズムで周期的に変動する歩行者の関節角度及び角速度を含む種々の振動子のうち少なくともいずれか１つを測定することを特徴とする。
【００５４】
本発明によれば、実際の歩行リズムが正確に反映された形で振動する関節角速度及び角度（歩行振動子）に基づいて第１振動子、第２振動子及び歩行補助振動子を生成することができる。
【００５５】
また、本発明は、歩行補助振動子生成手段が歩行補助振動子として、歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、又はトルク及びトルクの変動に対応して歩行者が知覚可能な形態で周期的に変動する振動子を生成することを特徴とする。
【００５６】
本発明によれば、歩行者に対し、その歩行リズムと最適位相差をもって調和したリズムで脚体関節回りのトルク等を付与することができる。
【００５７】
さらに本発明は、歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の脚体関節角度、脚体関節角速度、脚体関節角加速度、及び脚体の一部の位置のうち少なくともいずれかを測定することを特徴とする。
【００５８】
本発明によれば、歩行状態と密接に関連する脚体関節角速度等に基づいて歩行状態が判定されるので、当該判定精度の向上を図ることができる。
【００５９】
【発明の実施の形態】
本発明の歩行補助装置の制御システムの実施形態について図面を用いて説明する。図１は本発明の制御システムの一実施形態の構成説明図であり、図２は本発明の制御システムの一実施形態の機能説明図であり、図３は２つの振動子の相関の説明図であり、図４〜図９は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図であり、図１０は本発明の制御システムの他の実施形態の神経振動子モデルの説明図である。
【００６０】
なお、以下の説明において変数（丸付き数字を除く。）に付されているダッシュ（’）及びダブルダッシュ（”）はそれぞれ当該変数の時間による１回微分及び２回微分を表す。また、歩行者の脚体等について左右の別を明確にするためパラメータに添字Ｌ、Ｒを付するが、左右を区別する必要がないときは添字Ｌ、Ｒを適宜省略する。
【００６１】
図１に示す制御システム１００の制御対象である歩行補助装置２００は、歩行者の腹部及び左右の大腿部に装着されるサポーター２０２と、サポーター２０２と一体とされた剛体部材２０４と、歩行者の腰部の横にあってサポーター２０２及び剛体部材２０４を介して歩行者に股関節回りのトルクを付与するアクチュエータ２１０と、左右の股関節角度に応じた信号を出力する角度センサ２２０と、歩行者の背中に担がれたバックパック２３０に内蔵され、アクチュエータ２１０等の電源となる電池２４０とを備えている。
【００６２】
制御ユニット１００はバックパック２３０に内蔵されたＣＰＵ（演算処理ユニット）、ＲＯＭ、ＲＡＭ等の記憶装置（図示略）により構成されている。また、制御ユニット１００は歩行振動子測定ユニット１１０と、第１振動子生成ユニット１２０と、第１位相差測定ユニット１３０と、歩行状態判定ユニット１４０と、最適位相差決定ユニット１５０と、決定ユニット１６０と、第２振動子生成ユニット１７０と、神経振動子生成ユニット１８０と、歩行補助振動子生成ユニット１９０とを備えている。
【００６３】
歩行振動子測定ユニット１１０は股関節角速度測定ユニット１１２と、股関節角度測定ユニット１１４とを備えている。股関節角速度測定ユニット１１２は角度センサ２２０の出力に基づいて股関節角速度φＨ　’を測定する。股関節角度測定ユニット１１４は角度センサ２２０の出力に基づいて股関節角度φＨ　を測定する。
【００６４】
第１振動子生成ユニット１２０は股関節角速度測定ユニット１１２により測定された角速度ωＨ　で変化する股関節角速度φＨ　’と、固有角速度ωＭ　が反映された形で相互に引き込み合う第１振動子（後述）ｘを生成する。第１振動子ｘは後述のファン・デル・ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って生成される。
【００６５】
第１位相差測定ユニット１３０は角速度ωＨ　で変化する股関節角速度φＨ　’と、ファン・デル・ポル方程式に含まれる固有角速度ωＭ　が反映された第１振動子ｘとの第１位相差θＨＭを測定する。
【００６６】
歩行状態判定ユニット１４０は「歩行状態」と、股関節角速度φＨ　’を含むｎ個の歩行振動子が「ｎ次元空間（平面）に描くトレースのパターン」との対応関係を記憶する記憶装置（図示略）を備えている。また、歩行状態判定ユニット１４０は記憶装置により記憶されている「対応関係」と、歩行振動子測定ユニット１１０により測定される「当該ｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターン」とに基づき「歩行状態」を判定する。
【００６７】
最適位相差決定ユニット１５０は歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」に応じ、最適位相差θｄ　を決定する。
【００６８】
決定ユニット１６０は第２位相差決定ユニット１６２と、相関係数決定ユニット１６４と、第１角速度決定ユニット１６６と、第２角速度決定ユニット１６８とを備えている。
【００６９】
第２位相差測定ユニット１６２は仮想歩行振動子（位相）θｈ　と仮想歩行補助振動子（位相）θｍ　との位相関係を表す「内部モデル」に従って、仮想歩行振動子θｈ　と仮想歩行補助振動子θｍ　との第２位相差θｈｍ（＝θｈ　−θｍ　）を決定する。
【００７０】
相関係数決定ユニット１６４は第２位相差θｈｍ（＝θｈ　−θｍ　）が第１位相差θＨＭに近づくように仮想歩行振動子θｈ　と仮想歩行補助振動子θｍ　との相関係数εを決定する。
【００７１】
第１角速度決定ユニット１６６は相関係数εに基づき、仮想歩行振動子θｈ　の角速度ωｈ　を決定する。
【００７２】
第２角速度決定ユニット１６８は仮想歩行振動子θｈ　の角速度ωｈ　に基づき、第２位相差θｈｍが最適位相差決定ユニット１５０により決定された最適位相差θｄ　に近づくように仮想歩行補助振動子θｍ　の角速度ωｍ　を決定する。
【００７３】
第２振動子生成ユニット１７０は股関節角速度測定ユニット１１２により測定された股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’と、第２角速度決定ユニット１６６により決定された仮想歩行補助振動子θｍ　の角速度ωｍ　が固有角速度（ωＭ　）として反映された形で相互に引き込み合う第２振動子（後述）ｙを生成する。第２振動子ｙは、第１振動子ｘと同様にファン・デル・ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って生成される。
【００７４】
神経振動子生成ユニット１８０は第２振動子ｙと、股関節角度測定ユニット１１４により測定された股関節角度（歩行振動子）φＨ　とに基づき、歩行に関する複数の神経素子（ニューロン）の振舞いを表す神経振動子モデル（後述）に従い、各神経素子の出力（神経振動子）ｚを生成する。
【００７５】
歩行補助振動子生成ユニット１９０は各神経素子の出力ｚに基づき、歩行補助装置２００による歩行者への付与トルク（歩行補助振動子）Ｔを生成するトルク生成ユニット１９２を備えている。
【００７６】
次に、歩行補助装置２００の制御システム１００の機能について図２、図３を用いて説明する。
【００７７】
まず、角度センサ２２０の出力に基づき（図２矢印▲１▼参照）、股関節角速度測定部１１２により歩行者の左右の股関節回りの角速度φＨＬ’、φＨＲ’が測定される（図２ｓ１）。
【００７８】
次に、第１振動子生成ユニット１２０により、股関節角速度φＨＬ’、φＨＲ’に基づき（図２矢印▲１▼−１参照）、次式（１ａ）（１ｂ）で表されるファン・デル・ポル（ｖａｎ　ｄｅｒ　Ｐｏｌ）方程式に従って第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　が決定される（図２ｓ２）。
【００７９】
2004073649.tif 000003
【００８０】
ここでξは第１振動子ｘ及びその時間による１回微分ｘ’がｘ−ｘ’平面で安定なリミットサイクルを描くように決定される係数（＞０）である。ωＭ　は固有角速度である。ｇは左右の脚体の相関係数である。ｃ１　はフィードバック係数である。固有角速度ωＭ　は、歩行補助装置２００による実際の歩行補助リズムから大きく外れない範囲で任意に設定されてよい。
【００８１】
第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　はルンゲ・クッタ法により決定される。第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　はそれぞれ左右の脚体に関する仮想的な歩行補助リズムを表す。また、第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　はファン・デル・ポル方程式の１つの性質である「相互引き込み」により、股関節角速度（歩行振動子）φＨＬ’、φＨＲ’のリズムと調和しながらも「固有角速度」ωＭＬ、ωＭＲが反映された自律的なリズムをもって振動するという性質がある（図３参照）。また、股関節角速度（歩行振動子）φＨＬ’、φＨＲ’は実際の歩行リズムと略同等のリズムで振動する（図３参照）。
【００８２】
続いて、位相差測定ユニット１３０により股関節角速度（歩行振動子）φＨＬ’、φＨＲ’（位相θＨＬ、θＨＲ／図２矢印▲１▼−２参照）と、第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　（位相θＭＬ、θＭＲ／図２矢印▲２▼参照）との第１位相差θＨＭＬ　（＝θＨＬ−θＭＬ）、θＨＭＲ　（＝θＨＲ−θＭＲ）が決定される（図２ｓ３）。具体的には、図３に示すようにφＨ　’＝０且つφＨ　”＞０となる時点（‥、ｔｉｄ、ｔｉｄ＋１、‥）と、ｘ＝０且つｘ’＞０となる時点との時間差に応じ、股関節角速度φＨ　’の位相θＨ　と、第１振動子ｘの位相θＭ　との位相差θＨＭ（＝θＨ　−θＭ　）が決定される。
【００８３】
また、歩行状態判定ユニット１４０により、歩行状態判定ユニット１１０により測定される股関節角速度φＨ　’を含むｎ（ｎ＝１、２、‥）個の歩行振動子（図２矢印▲１▼−３参照）に基づき歩行状態が判定される（ｓ４）。
【００８４】
具体的には、まず、歩行状態判定ユニット１４０により記憶装置（図示略）から「歩行状態」と「ｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターン」との対応関係が読み取られる。この上で、歩行状態判定ユニット１４０により、当該対応関係と、歩行振動子測定ユニット１１０により測定されるｎ個の歩行振動子がｎ次元空間に描くトレースのパターンとに基づき「歩行状態」が判定される。
【００８５】
なお、歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の股関節角度φＨ　や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節の角度や角速度、角加速度、脚体の一部の位置、さらには歩行者の着地音、呼吸音、意図的な発声音等、歩行リズムと連関したリズムで変動する種々のパラメータが歩行振動子測定ユニット１１０により測定されてもよい。また、歩行状態判定ユニット１４０により判定される歩行者の歩行状態としては「平地歩行状態」、「上昇歩行状態」、「下降歩行状態」が挙げられる。
【００８６】
さらに最適位相差決定ユニット１５０により、歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」（図２矢印▲４▼）に基づき、最適位相差θｄ　が決定される（図２ｓ５）。具体的には、最適位相差決定ユニット１５０により、基本的に平地歩行状態では０、上昇歩行状態では−（例えば−０．５［ｒａｄ］以下）、下降歩行状態では＋（例えば＋０．３［ｒａｄ］以上）となるように最適位相差θｄ　が決定される。
【００８７】
ここで、位相差測定ユニット１３０により測定される第１位相差θＨＭが過去３歩行周期にわたって一定の場合、第２位相差決定ユニット１６２により次式（２ａ）（２ｂ）で表される「内部モデル」に従って、仮想歩行振動子θｈ　と仮想歩行補助振動子θｍ　との第２位相差θｈｍ（＝θｈ　−θｍ　）が決定される。
【００８８】
θｈ　’＝ωｈ　＋ε・ｓｉｎ（θｍ　−θｈ　）‥（２ａ）
θｍ　’＝ωｍ　＋ε・ｓｉｎ（θｈ　−θｍ　）‥（２ｂ）
【００８９】
ここで、εは内部モデルにおける仮想歩行振動子θｈ　及び歩行補助振動子θｍ　の相関係数である。また、ωｈ　は仮想歩行振動子θｈ　の固有角速度であり、ωｍ　は仮想歩行補助振動子θｍ　の固有角速度である。
【００９０】
具体的には、第２位相差決定ユニット１６２により仮想歩行振動子θｈ　と仮想歩行補助振動子θｍ　との第２位相差θｈｍ（＝θｈ　−θｍ　）が次式（３）に従って決定される。
【００９１】
θｈｍ＝ｓｉｎ−１［（ωｈ　−ωｍ　）／２ε］　‥（３）
【００９２】
続いて、相関係数決定ユニット１６４により第１位相差θＨＭと（図２矢印▲３▼参照）、第２位相差θｈｍとの差θＨＭ−θｈｍが最小になるように相関係数εが決定される（図２ｓ６．１）。
【００９３】
具体的には次式（４ａ）（４ｂ）に従って股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’が０となる離散的な時間（‥、ｔｉｄ−１、ｔｉｄ、ｔｉｄ＋１、‥／図３参照）における相関係数εが逐次決定される。
【００９４】
2004073649.tif 000004
【００９５】
ここで、ηは第１位相差θＨＭと第２位相差θｈｍとを近づけるポテンシャルＶ１　の安定性を表す係数である。
【００９６】
次に、第１角速度決定ユニット１６６により相関係数ε（図２矢印▲４▼−１参照）に基づき、仮想歩行補助振動子θｍ　の固有角速度ωｍ　が時間変化せずに一定であるという条件下で、第１及び第２位相差の差θＨＭ−θｈｍが最小となるように仮想歩行振動子θｈ　の固有角速度ωｈ　が次式（５ａ）（５ｂ）に従って決定される（図２ｓ６．２）。
【００９７】
2004073649.tif 000005
【００９８】
ここでαは系の安定性を表す係数である。
【００９９】
続いて第２角速度決定ユニット１６８により仮想歩行振動子θｈ　の固有角速度ωｈ　（図２矢印▲４▼−２参照）に基づき、第２位相差θＨＭが、最適位相差決定ユニット１５０により決定された最適位相差θｄ　（図２矢印▲５▼参照）に近づくように仮想歩行補助振動子θｍ　の固有角速度ωｍ　が次式（６ａ）（６ｂ）に従って決定される（図２ｓ６．３）。
【０１００】
2004073649.tif 000006
【０１０１】
ここでβは系の安定性を表す係数である。
【０１０２】
次に、第２振動子生成ユニット１７０により股関節角速度φＨＬ’、φＨＲ’に基づき（図２矢印▲１▼−４参照）、第２角速度決定ユニット１６８により決定された固有角速度ωｍＬ、ωｍＲ（図２矢印▲４▼−３参照）が含まれた次式（７ａ）（７ｂ）で表されるファン・デル・ポル方程式に従って第２振動子ｙＬ　、ｙＲ　が決定される（図２ｓ７）。
【０１０３】
2004073649.tif 000007
【０１０４】
第２振動子ｙＬ　、ｙＲ　も第１振動子ｘＬ　、ｘＲ　と同様にルンゲ・クッタ法により決定される。第２振動子ｙＬ　、ｙＲ　はそれぞれ左右の脚体に関する仮想的な歩行補助リズムを表す。また、第２振動子ｙＬ　、ｙＲ　はファン・デル・ポル方程式の１つの性質である「相互引き込み」により、股関節角速度（歩行振動子）φＨＬ’、φＨＲ’のリズムと調和しながらも「固有角速度」ωｍＬ、ωｍＲが反映された自律的なリズムをもって振動する（図３参照）。
【０１０５】
続いて、神経振動子生成ユニット１８０により第２振動子ｙＬ　、ｙＲ　（図２矢印▲７▼参照）と股関節角度測定ユニット１１４により測定された左右の股関節角度φＬ　、φＲ　（図２矢印▲１▼’参照）とに基づき「神経振動子モデル」に従って神経振動子ｚが生成される（図２ｓ８）。なお、歩行者の左右の股関節角度φＬ　、φＲ　は、股関節角速度測定ユニット１１２による股関節角速度φＨ　’の測定と並行して股関節角度測定ユニット１１４により測定されている（図２ｓ１’）。
【０１０６】
具体的には、左大腿部の屈曲方向（前方）及び伸展方向（後方）への運動を支配する神経素子Ｌ＋　、Ｌ−　の出力ｚＬ＋、ｚＬ−、右大腿部の屈曲方向及び伸展方向への運動を支配する神経素子Ｒ＋　、Ｒ−　の出力ｚＲ＋、ｚＲ−が次式（８ａ）〜（８ｆ）に従って決定される。
【０１０７】
2004073649.tif 000008
【０１０８】
ここで、ｕｉ　は神経素子ｉの膜電位の変動に対応する状態変数、ｖｉ　は神経素子ｉの順応効果が反映される自己抑制因子、τｉ　、σｉ　は状態変数ｕｉ　、自己抑制因子ｖｉ　の時定数、ｗｉ／ｊ　（＜０）は神経素子ｉ及びｊの結合定数、λは慣れ係数、ｋ＋　、ｋ−　はフィードバック係数、ｃはバイアス係数である。
【０１０９】
次にトルク生成ユニット１９２により、神経素子ｉの出力ｙｉ　（図２矢印▲８▼参照）に基づき、左右のアクチュエータ２２０により歩行者に付与される股関節回りのトルク（歩行補助振動子）ＴＬ　、ＴＲ　が次式（９ａ）（９ｂ）に従って生成される（図２ｓ９）。
【０１１０】
ＴＬ　＝　　ｐ＋　ｚＬ＋−ｐ−　ｚＬ−　‥（９ａ）
ＴＲ　＝−ｐ＋　ｚＲ＋＋ｐ−　ｚＲ−　‥（９ｂ）
【０１１１】
ここで、ｐ＋　、ｐ−　は活性化係数を表す。
【０１１２】
そして、生成トルクＴＬ　、ＴＲ　に応じた電力が電池２３０から左右のアクチュエータ２１０にそれぞれ供給され、トルクＴＬ　、ＴＲ　がアクチュエータ２１０により歩行者に付与される（図２矢印▲９▼参照）。
【０１１３】
以後、上記処理（図２ｓ１〜ｓ９）が繰り返されることで、歩行者は歩行補助装置２００による歩行補助を伴って歩行する。
【０１１４】
制御システム１００によれば、歩行リズムが反映された股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’に対し、歩行補助の観点から適切な位相差（〜最適位相差θｄ　）を持った第２振動子ｙを生成した上で、当該第２振動子ｙに基づきトルク（歩行補助振動子）Ｔを生成することで歩行補助リズムの最適化を図ることができる。
【０１１５】
詳細にはまず、（１）固有角速度ωＭ　が反映された形で股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’と相互に引き込み合う第１振動子ｘが生成される（図２ｓ２）。第１振動子ｘは「相互引き込み」の効果により股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’のリズムと調和しながらも固有角速度ωＭ　が反映された自律的なリズムをもって振動する。
【０１１６】
但し、第１振動子ｘは股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’のリズム（〜歩行リズム）と調和するものの、股関節角速度φＨ　’に対する第１位相差θＨＭが歩行補助に適切な最適位相差θｄ　に近いとは限らない。このため、第１振動子ｘに基づきトルク（歩行補助振動子）Ｔが決定されると歩行リズムと歩行補助リズムとが歩行補助に不適切な位相差（〜第１位相差θＨＭ）を持ち、歩行補助を伴う歩行が不適切となるおそれがある。従って、第１振動子ｘに基づき、股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’に対して歩行補助に適切な位相差を有する新たな振動子が生成される必要がある。
【０１１７】
そこで（２）「内部モデル」に従って仮想歩行補助振動子θｍ　の角速度（新たな固有角速度）ωｍ　が決定される（図２ｓ６．１〜ｓ６．３）。また、この固有角速度ωｍ　が反映された形で股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’と相互に引き込み合い、第１位相差θＨＭよりも最適位相差θｄ　に近い第２位相差θｈｍを歩行振動子に対して有する第２振動子ｙが生成される（図２ｓ７）。
【０１１８】
第２振動子ｙの生成は、第１位相差θＨＭが最適位相差θｄ　に近づくように固有角速度ωＭ　（上式（１ａ）（１ｂ）参照）が新たな固有角速度ωｍ　に補正された上で、当該補正後の固有角速度ωｍ　が反映された形で第１振動子ｘが再生成されることに相当する（上式（７ａ）（７ｂ）参照）。
【０１１９】
こうして生成された第２振動子ｙのリズムは歩行リズム（〜歩行振動子φＨ　のリズム）に対して最適位相差θｄ　又はこれに近い位相差（〜第２位相差θｈｍ）を有する。従って、第２振動子ｙに基づきトルク（歩行補助振動子）Ｔが決定されれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が最適位相差θｄ　に近くなる。
【０１２０】
そこで（３）第２振動子ｙ及び股関節角度（歩行振動子）φＨ　に基づき「神経素子モデル」に従って神経素子ｉの出力（神経振動子）ｚｉ　が生成され（図２ｓ８）、この上で各出力ｚｉ　に基づきトルク（歩行補助振動子）Ｔが生成される（図２ｓ９）。これにより、歩行リズム（〜歩行振動子φＨ　’のリズム）と最適位相差θｄ　を実現し得るようにトルク（歩行補助振動子）Ｔが生成される。また、歩行リズムに反映される歩行状態に応じたリズムで当該歩行者の歩行が補助され得る。
【０１２１】
従って、本発明によれば（１）歩行者の歩行リズム（〜歩行振動子φＨ　’のリズム）の変化に追従しながらも、（２）この歩行リズムと最適位相差θｄ　を有するような自律性を持ち、且つ、（３）歩行者の歩行状態に応じた円滑な歩行補助が実現されるような歩行補助リズムを実現することができる。
【０１２２】
このように、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといったように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械）２００との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従って、歩行者に歩行補助装置２００によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得る。
【０１２３】
また、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の歩行状態（図２矢印▲４▼参照）に応じて変動する最適位相差θｄ　に近づけられる（図２ｓ５等参照）。これにより、歩行者の歩行状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行が実現され得る。
【０１２４】
さらに最適位相差θｄ　が＋に決定されることで（図２ｓ５参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＞０）又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置２００を先導する形で歩行し得る（歩行者先導型の歩行）。一方、最適位相差θｄ　が−に決定されることで（図２ｓ５参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＜０）又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置２００に先導される形で歩行し得る（歩行補助装置先導型の歩行）。
【０１２５】
従って、歩行者は負担が比較的小さい「下降歩行状態」では歩行補助装置２００を先導し、負担が比較的大きい「上昇歩行状態」では歩行補助装置２００に先導される形で歩行し得る。なお、最適位相差は歩行状態に応じて０、＋、−に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。
【０１２６】
続いて、制御システム１００により制御される歩行補助装置２００の装着歩行実験の結果について図４〜図９を用いて説明する。
【０１２７】
図４、図５、図６には最適位相差θｄ　が０．０［ｒａｄ］、−０．２［ｒａｄ］、−０．５［ｒａｄ］に設定された場合、股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’とトルク（歩行補助振動子）Ｔとの位相差がそれぞれどのように変化するかが示されている。なお、実線は右脚、破線は左脚についての位相差をそれぞれ表している。
【０１２８】
図４〜図６に示されているように歩行補助開始時刻ｔ０　から間もなくは位相差が比較的大きく変動するが、次第にそれぞれ設定された最適位相差θｄ　に収束していく。これからも明らかなように制御システム１００によれば、歩行リズム（〜股関節角速度φＨ　’の振動リズム）と歩行補助リズム（〜トルクＴの振動リズム）との位相差を、適切なリズムでの歩行補助という観点から決定される最適位相差θｄ　に近づけることができる。
【０１２９】
図７、図８には歩行周期ＴＨ　（実線）と歩行補助周期ＴＭ　（破線）との変化が示されている。図７に示すように時刻ｔ１　で歩行者が歩行速度を急に上げて歩行周期ＴＨ　が短くなったとき、歩行補助周期ＴＭ　もこれに追従して短くなる。また、時刻ｔ２　で歩行者が歩行速度を急に下げて歩行周期ＴＨ　が長くなったとき、歩行補助周期ＴＭ　もこれに追従して長くなる。但し、歩行補助周期ＴＭ　が歩行周期ＴＨ　に完全に追従するのではなく、やや歩行補助周期ＴＭ　が変動され、歩行周期ＴＨ　が当該変動後のＴＭ　に追従するように変化しているのがわかる。
【０１３０】
これから明らかなように、制御システム１００によれば、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといったように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械）２００との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従って、歩行者に歩行補助装置２００によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得ると期待される。
【０１３１】
これは図８に示すように歩行周期ＴＨ　（実線）が急激に変動することなく緩やかに変動する場合においても同様である。
【０１３２】
図９には一方の脚におもり（〜１１ｋｇ）を付し、制御システム１００による歩行補助装置２００の制御が断続的にＯＮ／ＯＦＦされ、且つ、時刻ｔ３　で歩行者がＵターンした場合、左右の脚の運びの対称性を表す歩行対称性パラメータＡがどのように変化するかが示されている。歩行対称性パラメータＡは、一方の脚の着地周期と他方の脚の着地周期との差により表される。歩行対象性パラメータＡは、両方の脚が同等の着地周期で動いている場合は０に近くなる一方、片脚を引きずる等、両脚の着地周期に差が生じるような場合には０からずれる。
【０１３３】
図９から明らかなように制御システム１００による歩行補助装置２００の制御がＯＮになっているときは歩行対称性パラメータＡは、当該制御がＯＦＦになっているときよりもその絶対値が全体的に小さい。これは、片脚に重りを付すことで本来的には当該片脚を引きずるように歩行するため、両脚の着地周期の差が大きくなるところ、制御システム１００によれば両脚の着地リズムの調和が図られていることを示している。
【０１３４】
このように両脚の着地リズムの調和が図られているのは、左右の脚体の相関係数ｇを含む項が上式（１ａ）（１ｂ）（７ａ）（７ｂ）のファン・デル・ポル方程式に含まれているためである。即ち、仮想的な左右の運動に対応する第１振動子ｘＬ　及びｘＲ　が相互に引き込み合い、また、同じく仮想的な左右の運動に対応する第２振動子ｙＬ　及びｙＲ　が相互に引き込み合うからである。従って、当該相関係数ｇの調節により、片脚のみに（けが等による）負荷を抱えている場合でも、歩行対称性パラメータＡの絶対値のさらなる減少、ひいては左右両脚の着地リズムが同等の通常歩行に近い歩行を実現することができる。
【０１３５】
本実施形態では股関節角度φＨ　及び角速度φＨ　’が測定された上で股関節回りにトルクＴが付与されたが、他の実施形態として膝関節角度及び角速度が測定された上で膝関節回りにトルクが付与されてもよく、足関節角度及び角速度が測定された上で足関節回りにトルクが付与されてもよい。
【０１３６】
また、本実施形態では歩行者に対して一対の関節回りのトルクが付与されたが、他の実施形態として歩行者に対して複数対の関節（左右の股＋膝関節、左右の股＋足関節、左右の膝＋足関節、左右の股＋膝＋足関節）回りのトルクが付与されてもよい。例えば左右の脚体の全ての関節（股＋膝＋足関節）回りにトルクが付与される場合、図１０に示すように相互に作用しながら関節ごとに伸展及び屈曲に関する複数対の神経素子の振舞いを表す神経振動子モデルに従って、各関節回りの付与トルクが決定されてもよい。
【０１３７】
測定される歩行振動子が多くなるほど、ファン・デル・ポル方程式等の第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る非線形微分方程式（上式（１ａ）（１ｂ）（７ａ）（７ｂ）参照）や、神経振動子の生成に係る非線形微分方程式（上式（８ａ）〜（８ｆ）参照）中の相関項は多くなるが、当該相関係数の調節によって歩行者の身体の様々な部分の動きに鑑みた一層緻密な歩行補助が実現可能となる。
【０１３８】
本実施形態では第１振動子ｘ及び第２振動子ｙが式（１ａ）（１ｂ）（７ａ）（７ｂ）により表されるファン・デル・ポル方程式に従って生成されたが、他の実施形態として第１振動子ｘ及び第２振動子ｙがこれらの式とは異なる形のファン・デル・ポル方程式や、複数振動子間の相互引き込みを実現可能なあらゆる形の非線形微分方程式に従って生成されてもよい。
【０１３９】
本実施形態では第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る「歩行振動子」として股関節角速度φＨ　’が測定されたが（図２矢印▲１▼−１、▲１▼−４参照）、他の実施形態として第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る「歩行振動子」として股関節角度φＨ　や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節の角度や角速度、さらには歩行者の着地音、呼吸音、意図的な発声音等、歩行リズムと連関したリズムで変動する種々のパラメータが測定されてもよい。
【０１４０】
本実施形態ではトルク（歩行補助振動子）Ｔの生成に係る「歩行振動子」として股関節角度φＨ　が測定されたが（図２矢印▲６▼参照）、他の実施形態としてトルクＴの生成に係る「歩行振動子」として股関節角速度φＨ　’や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節の角度や角速度、さらには歩行者の着地音、呼吸音、意図的な発声音等、歩行リズムと連関したリズムで変動する種々のパラメータが測定されてもよい。
【０１４１】
本実施形態では「歩行補助振動子」としてアクチュエータ２１０を介して歩行者に付与される関節回りのトルクＴが生成されたが（図２ｓ８参照）、他の実施形態として「歩行補助振動子」としてトルクＴのほかにヘッドホン等の聴覚装置（図示略）を介して歩行者が聴覚的に知覚可能な周期的な音や、ゴーグル等の視覚装置（図示略）を介して知覚可能な周期的な光又は標識や、装置等により歩行者が背中や肩等の身体の一部の触覚を介して知覚可能な周期的な叩き（ノック）等が生成されてもよい。
【０１４２】
本実施形態では歩行振動子ユニット１００により測定される歩行振動子に基づいて歩行状態が判定されたが、他の実施形態として、生理パラメータ測定ユニット（図示略）により、歩行者の生理状態を表す生理パラメータ（歩行に伴い動く筋肉の筋電位等）が測定された上で、歩行状態判定ユニット１４０により当該生理パラメータのパターンに基づいて「歩行状態」が判定されてもよい。
【０１４３】
本実施形態では「歩行状態」として「上昇歩行状態」、「平地歩行状態」及び「下降歩行状態」の別が判定されたが、他の実施形態としてこれとは別に又はこれに加えて「歩行状態」として歩行の緩急が判定されてもよい。また、当該実施形態において最適位相差決定ユニット１５０により基本的に歩行が急であれば−（例えば−０．２［ｒａｄ］以下）、歩行が緩やかであれば＋（例えば＋０．５［ｒａｄ］以上）となるように最適位相差θｄ　が決定されてもよい。
【０１４４】
当該実施形態によれば、歩行者は負担が比較的小さい「緩やかな歩行」に際しては歩行補助装置２００を先導し、負担が比較的大きい「急な歩行」では歩行補助装置２００に先導される形で歩行し得る。
【０１４５】
なお、最適位相差θｄ　が基本的に＋に決定される「下降歩行状態」で、且つ、最適位相差θｄ　が基本的に−に決定される「急な歩行」である場合、両者の整合を図り得るファジー制御により基本的な最適位相差θｄ　が決定されてもよい。
【０１４６】
また、本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」に応じ、第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る左右の脚体（仮想的な複数の物体間）の相関係数ｇ（上式（１ａ）（１ｂ）（７ａ）（７ｂ）参照）を調節する「第１相関調節ユニット」を備えていてもよい。
【０１４７】
当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【０１４８】
さらに本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」に応じ、トルクＴ等の歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子ｉ、ｊ（図２参照）間の相関係数ｗｉ／ｊ　（上式（８ａ）〜（８ｄ）参照）を調節する「第２相関調節ユニット」を備えていてもよい。
【０１４９】
当該実施形態によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【０１５０】
本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行者の生理状態を表す生理パラメータ（歩行者の心拍数、呼吸回数、血中の乳酸や酸素等の濃度、発汗量、まばたきの回数等）を測定する「生理パラメータ測定ユニット」と、生理パラメータ測定ユニットにより測定される生理パラメータに基づきこの歩行者の「生理状態」を判定する「生理状態判定ユニット」とを備え、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に応じ、最適位相差決定ユニット１５０によって最適位相差θｄ　が決定されてもよい。
【０１５１】
当該実施形態によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の生理状態に応じて変動する最適位相差θｄ　に近づけられることで、生理状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することができる。
【０１５２】
また、「生理状態判定ユニット」により歩行者の「疲労度」が判定され、「最適位相差決定ユニット」により基本的に平地生理状態では０、上昇生理状態では−（例えば−０．５［ｒａｄ］以下）、下降生理状態では＋（例えば＋０．３［ｒａｄ］以上）となるように最適位相差θｄ　が決定されてもよい。
【０１５３】
当該実施形態によれば、歩行者はその疲労度が小さい場合は歩行補助装置２００を先導し、その疲労度が大きい場合は歩行補助装置２００に先導される形で歩行し得る。なお、最適位相差は生理状態に応じて＋、−に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。
【０１５４】
また、本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」に応じ第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る左右の脚体（仮想的な複数の物体間）の相関係数ｇ（上式（１ａ）（１ｂ）（７ａ）（７ｂ）参照）を調節する「第１相関調節ユニット」とを備えていてもよい。
【０１５５】
さらに本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行者の生理状態を表す生理パラメータ（歩行者の心拍数、呼吸回数、血中の乳酸や酸素等の濃度、発汗量、まばたきの回数等）を測定する「生理パラメータ測定ユニット」と、生理パラメータ測定ユニットにより測定される生理パラメータに基づきこの歩行者の「生理状態」を判定する「生理状態判定ユニット」と、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に応じ第１及び第２振動子ｘ、ｙの生成に係る左右の脚体（仮想的な複数の物体間）の相関係数ｇ（上式（１ａ）（１ｂ）等参照）を調節する「第１相関調節ユニット」とを備えていてもよい。
【０１５６】
当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が生理状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【０１５７】
また本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット１４０により判定された「歩行状態」に基づき「歩行補助振動子」の生成に係る仮想的な複数の神経素子ｉ、ｊ（図２参照）間の相関係数ｗｉ／ｊ　（上式（８ａ）〜（８ｄ）参照）を調節する「第２相関調節ユニット」を備えていてもよい。
【０１５８】
さらに本発明の制御システム１００の他の実施形態として、歩行者の生理状態を表す生理パラメータ（歩行者の心拍数、呼吸回数、血中の乳酸や酸素等の濃度、発汗量、まばたきの回数等）を測定する「生理パラメータ測定ユニット」と、生理パラメータ測定ユニットにより測定される生理パラメータに基づきこの歩行者の「生理状態」を判定する「生理状態判定ユニット」と、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に基づき「歩行補助振動子」の生成に係る仮想的な複数の神経素子ｉ、ｊ（図２参照）間の相関係数ｗｉ／ｊ　（上式（８ａ）〜（８ｄ）参照）を調節する「第２相関調節ユニット」を備えていてもよい。
【０１５９】
当該実施形態によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が生理状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。
【０１６０】
なお、本発明の制御システム１００の他の実施形態として次のような構成が採用されてもよい。即ち、まず決定ユニット１６０及び第２振動子生成ユニット１７０の機能が一時停止される。次に、第１振動子ｘが神経振動子生成ユニット１８０に直接入力され（図２矢印▲２▼から▲７▼への直接移行）、神経振動子ｚ及びトルクＴが決定される（図２ｓ８、ｓ９）。続いて、第３位相差決定ユニット（図示略）により、股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’と、トルク（歩行補助振動子）Ｔとの位相差が測定される。さらに、最適位相差決定ユニット１５０により、当該位相差と同一又は近似するような最適位相差θｄ　が決定される。この上で、決定ユニット１６０及び第２振動子生成ユニット１７０の機能が回復され、最新の最適位相差θｄ　（図２矢印▲５▼参照）に基づき第２振動子ｙが生成される（図２ｓ６．１〜ｓ６，３、ｓ７参照）。また、第２振動子ｙ（図２矢印▲７▼参照）に基づき神経振動子ｚ及びトルクＴが生成される（図２ｓ８、ｓ９参照）。
【０１６１】
当該実施形態によれば、決定ユニット１６０及び第２振動子生成ユニット１７０の機能が一時停止されることで、一般には股関節角速度（歩行振動子）φＨ　’と、トルク（歩行補助振動子）Ｔとの位相差がそれまでの最適位相差θｄ　から外れていく。また、当該位相差は歩行者と歩行補助装置２００との調和による最適な位相差に収束する。そして、この位相差と同一又は近似するように最適位相差θｄ　が新たに決定され、決定ユニット１６０及び第２振動子生成ユニット１７０の機能が回復されることで、歩行と歩行補助とが当該新たな最適位相差θｄ　に近づくようにトルク（歩行補助振動子）Ｔが制御される。
【０１６２】
上述のように当該新たな最適位相差θｄ　は歩行者と歩行補助装置２００との調和の観点から最適な位相差（又はこれに近似する位相差）である。従って、歩行者は歩行補助装置２００の歩行補助により、歩行補助リズムと最適に調和したリズムで歩行することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の制御システムの一実施形態の構成説明図
【図２】本発明の制御システムの一実施形態の機能説明図
【図３】２つの振動子の相関に関する説明図
【図４】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その１）
【図５】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その２）
【図６】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その３）
【図７】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その４）
【図８】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その５）
【図９】本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その６）
【図１０】本発明の制御システムの他の実施形態の神経振動子モデルの説明図
【符号の説明】
１００‥制御システム、１１０‥歩行振動子測定ユニット、１１２‥股関節角速度測定ユニット、１１４‥股関節角度測定ユニット、１２０‥第１振動子生成ユニット、１３０‥第１位相差測定ユニット、１４０‥歩行状態判定ユニット、１５０‥最適位相差決定ユニット、１６０‥決定ユニット、１６２‥第２位相差決定ユニット、１６４‥相関係数決定ユニット、１６６‥第１角速度決定ユニット、１６８‥第２角速度決定ユニット、１７０‥第２振動子生成ユニット、１８０‥神経振動子生成ユニット、１９０‥歩行補助振動子生成ユニット、１９２‥トルク生成ユニット、２００‥歩行補助装置、２１０‥アクチュエータ、２２０‥角度センサ
【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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