(57)【要約】【課題】ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムでユーザの運動を補助し得る装置等を提供する。【解決手段】本発明の歩行補助装置２００によれば、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔ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ｘが生成される。また、第１運動振動子ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差θHMに基づき、新たな固有角速度ωMが設定される。さらに、第２運動振動子（股関節角度）φHに基づき、固有角速度ωMが反映されたリズムで振動する第２振動子ｙが生成される。そして、第２振動子ｙに基づき、補助振動子ｚが生成され、補助振動子ｚに応じて変動する力Ｆがユーザの身体に作用する。【選択図】  図１
2007068580.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、
ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、
運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で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、
運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、
運動振動子測定手段により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、
第２振動子生成手段により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする運動補助装置。
【請求項２】
運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じた運動振動子を第１運動振動子として測定し、且つ、前記力が作用する身体部分の動きに応じた運動振動子を第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
【請求項３】
運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じた運動振動子を第１運動振動子として測定し、且つ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じた運動振動子を第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
【請求項４】
運動振動子測定手段が、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第１運動振動子として測定し、且つ、ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第２運動振動子として測定し、またはユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第１運動振動子として測定し、且つ、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１、２または３記載の運動補助装置。
【請求項５】
第２振動子生成手段が、第２運動振動子としての左股関節角度またはその時間微分に基づき、第１運動振動子としての右肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成し、或いは、第２運動振動子としての右股関節角度またはその時間微分に基づき、第１運動振動子としての左肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成することを特徴とする請求項１、２または３記載の運動補助装置。
【請求項６】
第１振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第１要素の関係を表現する第１モデルに従って、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第１要素の関係を調節しながら、第１要素の出力として第１振動子を生成することを特徴とする請求項１、２、３、４または５記載の運動補助装置。
【請求項７】
第２振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第２要素の関係を表現する第２モデルに従って、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第２要素の関係を調節しながら、第２要素の出力として第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または６記載の運動補助装置。
【請求項８】
固有角速度設定手段が、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差である第１位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係を設定した上で、当該２つの振動子の位相差である第２位相差を目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな固有角速度として設定することを特徴とする請求項１、２、３、４、５、６または７記載の運動補助装置。
【請求項９】
固有角速度設定手段が、第１位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係を表現する相関係数を設定する相関係数設定手段と、
相関係数設定手段により設定された相関係数に基づき、第１位相差と第２位相差との差が最小になるように仮想運動振動子の角速度を設定する第１角速度設定手段と、
第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、第２位相差と目標位相差との差が最小になるように仮想補助振動子の角速度を新たな固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする請求項８記載の運動補助装置。
【請求項１０】
補助振動子生成手段が、第２振動子生成手段により生成された第２振動子と、固有角速度設定手段により設定された固有角速度に応じて、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動のスケールに応じた第２運動振動子を、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値に近付ける第１ポテンシャルとが含まれている第１補助振動子を含む補助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、７、８または９記載の運動補助装置。
【請求項１１】
補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第１ポテンシャルに応じた第１係数を、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第１係数と、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、第２振動子との積が含まれている第１補助振動子を生成することを特徴とする請求項１０記載の運動補助装置。
【請求項１２】
補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度と、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制する第２ポテンシャルとが含まれている第２補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする請求項１〜１１のうちいずれか１項記載の運動補助装置。
【請求項１３】
補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第２ポテンシャルに応じた第２係数を、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第２係数と、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値の関数と、第２振動子との積が含まれている第２補助振動子を生成することを特徴とする請求項１２記載の運動補助装置。
【請求項１４】
補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置を制御するシステムであって、
ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、
運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で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、
運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、
運動振動子測定手段により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、
第２振動子生成手段により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する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１５】
補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置に付属するコンピュータに対して該装置を制御する機能を付与するプログラムであって、
ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定機能と、
運動振動子測定機能により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第１振動子を生成する第１振動子生成機能と、
運動振動子測定機能により測定された第１運動振動子と第１振動子生成機能により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定機能と、
運動振動子測定機能により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定機能により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成機能と、
第２振動子生成機能により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成機能とを、運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与することを特徴とする制御プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ユーザの運動を補助するための装置、当該装置を制御するシステム、および当該装置に付属するコンピュータに対して当該装置の制御機能を付与するプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ユーザの脚の動きを補助する力をユーザの脚を含む身体部分に作用させることにより、このユーザの歩行運動を補助する装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
また、ユーザの歩行運動リズムに変化に追従しながらも、歩行補助装置による歩行補助リズムに自律性を持たせるように、この歩行補助装置を制御するシステムが提案されている（例えば、特許文献２参照）。
【特許文献１】特開２００３−１３５５４３号公報
【特許文献２】特開２００４−０７３６４９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、歩行補助装置のユーザの多くがそうであるように、その腕が正常である一方、その脚に異常が生じてその運動機能が低下し、随意的な動きが困難である場合、次のような弊害の招来が懸念される。
【０００５】
すなわち、異常が生じている身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定された場合、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。
【０００６】
また、正常な身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定される場合も、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。
【０００７】
そこで、本発明は、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムでユーザの運動を補助し得る装置、この装置を制御し得るシステムおよび運動補助装置に付属するコンピュータに対してこの装置の制御機能を付与するプログラム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】
【０００８】
前記課題を解決するための本発明の運動補助装置は、補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で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、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、運動振動子測定手段により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、第２振動子生成手段により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする。
【０００９】
本発明の運動補助装置によれば、まずユーザの「第１運動振動子」に基づいて「第１振動子」が生成される。ここで「振動」とは、現実的または仮想的なものが、ほぼ一定の周期を持って揺れ動くことのほか、広く時間変化することを含む概念である。また「振動子」とは、値が時間変化する電気信号や、ソフトウェアにおいて値が時間変化するものとして定義された関数等を含む概念である。第１運動振動子は腕等、ユーザの身体部分の動きに応じた運動振動子である。第１振動子は「相互引き込み」の効果によりユーザの「第１運動振動子」のリズムと調和しながら、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。一方、第１振動子は、ユーザの運動リズムと運動補助装置による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子に対して不適当な位相差を有している可能性がある。従って、第１振動子から直接的に補助振動子が生成された場合、この補助振動子によって補助されたユーザの歩行リズムが目標リズムから乖離してしまうおそれがある。
【００１０】
そこで「新たな固有角速度」が、ユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差に応じて設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度が反映された形で新たな第１振動子が生成されることが繰り返されることにより、第１運動振動子のリズムと第１振動子のリズムとの調和を図りながら、第１運動振動子と第１振動子との位相差の目標位相差からの偏差を徐々に減少させることができる。
【００１１】
続いて、ユーザの「第２運動振動子」に基づき、当該新たな固有角速度が反映されたリズムで振動する「第２振動子」が生成される。第２運動振動子は脚等、第１運動振動子に応じた身体部分とは異なる身体部分の動きに応じた運動振動子である。そして、この第２振動子に基づいて「補助振動子」が生成され、この補助振動子に応じた力がユーザの身体に作用させられる。
【００１２】
前記のように、異なる身体部分の運動リズムが反映された形で補助振動子が生成される。これにより、ユーザの第１および第２運動振動子のそれぞれに応じた異なる身体部分の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助され得る。ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、運動補助装置による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、且つ、ユーザの運動リズムも運動補助装置による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。
【００１３】
以上のように、本発明の運動補助装置によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助され得る。なお、ユーザの「運動」には、歩行、走行、ものづくりに伴う手足の動き等、種々の運動が含まれ得る。
【００１４】
また、本発明の運動補助装置は、運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じた運動振動子を第１運動振動子として測定し、且つ、前記力が作用する身体部分の動きに応じた運動振動子を第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００１５】
本発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズム）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズム）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【００１６】
これにより、例えば、正常な身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助され得る。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００１７】
また、例えば、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助され得る。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００１８】
さらに、本発明の運動補助装置は、運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じた運動振動子を第１運動振動子として測定し、且つ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じた運動振動子を第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００１９】
本発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズム）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズム）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【００２０】
これにより、例えば、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助され得る。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００２１】
また、例えば、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助され得る。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００２２】
また、本発明の運動補助装置は、運動振動子測定手段が、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第１運動振動子として測定し、且つ、ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第２運動振動子として測定し、またはユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第１運動振動子として測定し、且つ、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００２３】
本発明の運動補助装置によれば、上肢の関節回りの運動リズムと、下肢の関節回りの運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムで、上肢の関節回りの運動または下肢の関節回りの運動が補助され得る。
【００２４】
さらに、本発明の運動補助装置は、第２振動子生成手段が、第２運動振動子としての左股関節角度またはその時間微分に基づき、第１運動振動子としての右肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成し、或いは第２運動振動子としての右股関節角度またはその時間微分に基づき、第１運動振動子としての左肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成することを特徴とする。
【００２５】
歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、且つ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、且つ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。
【００２６】
本発明の運動補助装置によれば、この点に鑑みて、ユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助され得る。
【００２７】
また、本発明の運動補助装置は、第１振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第１要素の関係を表現する第１モデルに従って、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第１要素の関係を調節しながら、第１要素の出力として第１振動子を生成することを特徴とする。
【００２８】
本発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の関係を第１モデルにおける仮想的な複数の第１要素間の関係に反映させることができる。また、これら複数の第１要素の関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じた第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第１振動子が生成され得る。例えば、現実の複数の要素として左右の腕（上肢）が想定された場合、左右の腕が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子が生成される。従って、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００２９】
さらに、本発明の運動補助装置は、第２振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第２要素の関係を表現する第２モデルに従って、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第２要素の関係を調節しながら、第２要素の出力として第２振動子を生成することを特徴とする。
【００３０】
本発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の関係を第２モデルにおける仮想的な複数の第２要素間の関係に反映させることができる。また、これら複数の第２要素の関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じた第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第２振動子が生成され得る。例えば、現実の複数の要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配するニューロン間の定性的関係等が反映された形で第２振動子が生成される。従って、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００３１】
また、本発明の運動補助装置は、固有角速度設定手段が、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差である第１位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係を設定した上で、当該２つの振動子の位相差である第２位相差を目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな固有角速度として設定することを特徴とする。
【００３２】
本発明の運動補助装置によれば、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係がユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差（第１位相差）に応じたものに設定される。また、当該２つの振動子の位相差（第２位相差）を目標位相差に近づけるように２つの振動子の角速度のうち一方が新たな固有角速度として設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの、目標位相差に応じた調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。
【００３３】
さらに、本発明の運動補助装置は、固有角速度設定手段が、第１位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係を表現する相関係数を設定する相関係数設定手段と、相関係数設定手段により設定された相関係数に基づき、第１位相差と第２位相差との差が最小になるように仮想運動振動子の角速度を設定する第１角速度設定手段と、第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、第２位相差と目標位相差との差が最小になるように仮想補助振動子の角速度を新たな固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする。
【００３４】
本発明の運動補助装置によれば、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の相関係数の設定等を経て、前記のように第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度が新たな固有角度として設定され得る。これにより、運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標位相差に応じた目標リズムに一致させる観点から適当なリズムおよびスケールを有する補助振動子が設定され得る。
【００３５】
また、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、第２振動子生成手段により生成された第２振動子と、固有角速度設定手段により設定された固有角速度に応じて、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動のスケールに応じた第２運動振動子を、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値に近付ける第１ポテンシャルとが含まれている第１補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３６】
本発明の運動補助装置によれば、「第１誘導振動子」には、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子をその目標値に近付けるための第１ポテンシャルが含まれている。第１ポテンシャルは、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。従って、第１誘導振動子を含む誘導振動子が生成されることで、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、且つ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値が目標値に近づくように、すなわち、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が誘導され得る。
【００３７】
さらに、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第１ポテンシャルに応じた第１係数を、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第１係数と、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、第２振動子との積が含まれている第１補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３８】
本発明の運動補助装置によれば、第１補助振動子が、第１ポテンシャルに応じた第１係数を弾性係数（バネ係数）とし、且つ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値を目標値に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。この第１係数は第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【００３９】
また、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度と、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制する第２ポテンシャルとが含まれている第２補助振動子を含む補助振動子を生成する。
【００４０】
本発明の運動補助装置によれば、「第２誘導振動子」には、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための第２ポテンシャルが含まれている。第２ポテンシャルは、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。従って、第２誘導振動子を含む誘導振動子が生成されることにより、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、且つ、ユーザの運動スケールに応じた運動振動子の時間微分値に応じて当該運動振動子の絶対値の増大を抑制しながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が誘導され得る。
【００４１】
さらに、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第２ポテンシャルに応じた第２係数を、運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第２係数と、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値の関数と、第２振動子との積が含まれている第２補助振動子を生成することを特徴とする。
【００４２】
本発明の運動補助装置によれば、第２補助振動子が、第２ポテンシャルに応じた第２係数を減数係数（ダンパ係数）とし、且つ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。この第２係数は第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【００４３】
前記課題を解決するための本発明の制御システムは、補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置を制御するシステムであって、ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で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、運動振動子測定手段により測定された第１運動振動子と第１振動子生成手段により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、運動振動子測定手段により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、第２振動子生成手段により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする。
【００４４】
本発明の制御システムによれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助され得るように運動補助装置が制御される。
【００４５】
前記課題を解決するための本発明の制御プログラムは、補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置に付属するコンピュータに対して該装置を制御する機能を付与するプログラムであって、ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じた運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定機能と、運動振動子測定機能により測定された第１運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第１振動子を生成する第１振動子生成機能と、運動振動子測定機能により測定された第１運動振動子と第１振動子生成機能により生成された第１振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定機能と、運動振動子測定機能により測定された第２運動振動子に基づき、固有角速度設定機能により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第２振動子を生成する第２振動子生成機能と、第２振動子生成機能により生成された第２振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成機能とを、運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与することを特徴とする。
【００４６】
本発明の制御プログラムによれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助され得るように運動補助装置を制御する機能が、この運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４７】
本発明の運動補助装置、並びにその制御システムおよび制御プログラムの実施形態について図面を用いて説明する。
【００４８】
図１は本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図、図２は本発明の運動補助装置の機能例示図、図３および図４は第１位相差の設定方法に関する説明図、図５および図６は本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図、図７は補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図である。
【００４９】
以下、歩行者の脚体等について左右を区別するために基本的にパラメータに添字Ｌ、Ｒを付するが、表記の簡単のため添字Ｌ、Ｒを省略する場合もある。
【００５０】
図１に示されている歩行補助装置（運動補助装置）２００は、腰部装具２０２と、大腿部装具２０４と、力伝達部材２０６と、バッテリ２０８と、アクチュエータ（電動モータ）２１０と、肩関節角度センサ２１１と、股関節角度センサ２１２とを備えている。
【００５１】
腰部装具２０２は剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの腰部に装着される。大腿部装具２０４も剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの大腿部の前後それぞれに装着される。力伝達部材は、軽量の硬質プラスチック等の定形性のある素材より作られており、ユーザの大腿部に沿って、ユーザの腰部の横から下方に延びた後で大腿部の前後に向けて二股に分かれた形状であり、アクチュエータ２１０および前後の大腿部装具２０４のそれぞれに連結されている。バッテリ２０８は腰部装具２０２に収納されており（例えば、腰部装具２０２を構成する複数の素材の間に固定されており）、アクチュエータ２１０等に対して電力を供給する。アクチュエータ２１０は腰部装具２０２に収納されており、力伝達部材２０６および大腿部装具２０４を介してユーザの大腿部に力を作用させる。肩関節角度センサ２１１はユーザの左右の肩関節部分に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、肩関節角度に応じた信号を出力する。股関節角度センサ２１２はユーザの腰部の横に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、股関節角度に応じた信号を出力する。
【００５２】
図１に示されている制御システムは、腰部装具２０２に収納されたハードウェアとしてのコンピュータ１００と、このコンピュータ１００に対して歩行補助装置２００の制御機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている。
【００５３】
制御システムは、運動振動子測定ユニット１１０と、第１振動子生成ユニット１２０と、固有角速度設定ユニット１３０と、第２振動子生成ユニット１４０と、補助振動子生成ユニット１５０とを備えている。各ユニットは、ハードウェアとしてのＣＰＵ、ＥＥＰＲＯＭ、ＲＡＭ等のメモリ、信号入力回路および信号出力回路等の組み合わせと、ＣＰＵ等より構成されるコンピュータ１００に対して諸機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている（以下同様）。なお、各ユニットはそれぞれ別個のＣＰＵ等により構成されていてもよく、共通のＣＰＵ等により構成されていてもよい。
【００５４】
運動振動子測定ユニット１１０は、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、「第１運動振動子」として肩関節角速度ｄφS／ｄｔを測定する。また、運動振動子測定ユニット１１０は、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、「第２運動振動子」として股関節角度φHを測定する。
【００５５】
第１振動子生成ユニット１２０は運動振動子測定ユニット１１０により測定された肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφS／ｄｔと、固有角速度ωMとに基づき、「第１モデル」に従って第１振動子ｘを生成する。
【００５６】
固有角速度設定ユニット１３０は、肩関節角速度ｄφS／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差に基づき、新たな固有角速度ωMを設定する。
【００５７】
第２振動子生成ユニット１４０は、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度（第２運動振動子）φHと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ωMとに基づき、「第２モデル」に従って第２振動子ｙを生成する。
【００５８】
補助振動子生成ユニット１５０は、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙに基づき、歩行補助装置２００による補助振動子ｚを生成する。
【００５９】
前記構成の歩行補助装置およびその制御システムの機能について図２を用いて説明する。
【００６０】
運動振動子測定ユニット１１０が、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、ユーザの左右の第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔ＝（ｄφSL／ｄｔ，ｄφSR／ｄｔ）を測定する（図２／ｓ１１１）。運動振動子測定ユニット１１０が、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、ユーザの左右の第２運動振動子（股関節角度）φH＝（φHL，φHR）を測定する（図２／ｓ１１２）。
【００６１】
さらに、第１振動子生成ユニット１２０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφS／ｄｔと固有角速度ωM＝（ωML，ωMR）とに基づき「第１モデル」に従って第１振動子ｘ＝（ｘL，ｘR）を生成する（図２／ｓ１２０）。第１モデルは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔに応じて出力が変動する仮想的な左右の脚体等、仮想的な複数の第１要素の関係を、次式（１）で表されるファン・デル・ポル（ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｐｏｌ）方程式によって表現するものである。
【００６２】
（ｄ2ｘL／ｄｔ2）
＝ξ（１−ｘL2）（ｄｘL／ｄｔ）−ωML2ｘL
＋ｇ（ｘL−ｘR）＋Ｋ（ｄφSL／ｄｔ），
（ｄ2ｘR／ｄｔ2）
＝ξ（１−ｘR2）（ｄｘR／ｄｔ）−ωMR2ｘR
＋ｇ（ｘR−ｘL）＋Ｋ（ｄφSR／ｄｔ）  ‥（１）
ここで「ξ」は第１振動子ｘおよびその１回時間微分（ｄｘ／ｄｔ）がｘ−（ｄｘ／ｄｔ）平面で安定なリミットサイクルを描くように設定される係数（＞０）である。「ｇ」は第１モデルにおける仮想的な左右の上肢（腕）（第１要素）の相関関係を表す第１相関係数である。第１相関係数ｇは第１運動振動子ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）、第２運動振動子φHのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定され得る。「Ｋ」はフィードバック係数である。なお固有角速度ωMは、歩行補助装置２００による実際の補助リズム（歩行運動補助リズム）から大きく外れない範囲で任意に設定され得る。
【００６３】
第１振動子ｘ＝（ｘL，ｘR）はルンゲ・クッタ法により決定／生成される。第１振動子ｘの成分ｘLおよび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。この第１振動子ｘ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、実際の歩行リズムと略同等のリズム（角速度）で時間変化する第１運動振動子ｄφS／ｄｔ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時間変化に応じて振動するという性質がある。
【００６４】
また、「第１モデル」は、式（１）により表現されるファン・デル・ポル方程式とは異なる形のファン・デル・ポル方程式によって表現されてもよく、第１運動振動子ｄφS／ｄｔと相互引き込み効果によって振動子が生成され得るあらゆる方程式によって表現されてもよい。
【００６５】
また、固有角速度設定ユニット１３０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφS／ｄｔと、第１振動子生成ユニット１２０により生成された第１振動子ｘとに基づき新たな固有角速度ωMを設定する（図２／ｓ１３０）。
【００６６】
具体的には、左右各成分について第１運動振動子ｄφS／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差（正確にはこの位相差が反映された変数）が、次式（２．１）に従って第１位相差θHMとして設定される（図２／ｓ１３１）。
【００６７】
θHM＝∫ｄｔ・δθ（ｄφS／ｄｔ，ｘ），
δθ（ｄφS／ｄｔ，ｘ）
≡ｓｇｎ（ｘ）｛ｓｇｎ（ｄφS／ｄｔ）−ｓｇｎ（ｄｘ／ｄｔ）｝，
ｓｇｎ（θ）
≡−１（θ＜０），０（θ＝０），１（θ＞０）  ‥（２．１）
式（２．１）で定義されているδθの性質の理解のため、例として図３に示されているように肩関節角速度ｄφS／ｄｔおよび第１振動子ｘが振動した場合を考える。なお、簡単のため、「０」「正値」および「負値」をそれぞれ「０」「＋」および「−」と表す。
【００６８】
時間（ｔ0，ｔ1）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，＋，＋）なのでδθは「−２」となる。また、時間（ｔ1，ｔ2）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，＋）なのでδθは「０」となる。さらに、時間（ｔ2，ｔ3）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，−）なのでδθは「２」となる。また、時間（ｔ3，ｔ4）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，−，−）なのでδθは「−２」となる。さらに、時間（ｔ4，ｔ5）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，−）なのでδθは「０」となる。また、時間（ｔ５，ｔ６）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，＋）なのでδθは「２」となる。
【００６９】
第１振動子ｘの１周期［ｔ0，ｔ6］において、δθが「＋２」である累計時間（＝（ｔ3−ｔ2）＋（ｔ6−ｔ5））の総和が、δθが「−２」である累計時間（＝（ｔ1−ｔ0）＋（ｔ4−ｔ3））より大きくなっている。従って、この場合、式（２）のようにδθの時間積分で表現される第１位相差θHMは、δθが「＋２」である累計時間が、δθが「−２」である累計時間よりも大きくなるほど大きくなる正の値をとることとなる。これは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔの位相が、第１振動子ｘの位相よりも進んでいることを意味しており、これは図３に示す両振動子の位相関係に合致した結果となっている。
【００７０】
なお、図４に示されているように（ｄφS／ｄｔ，ｄ2φS／ｄｔ2）＝（０，＋）となる時点（・・，ｔid，ｔid+1，‥）と、（ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（０，＋）となる時点との時間差に応じて第１位相差θHM（＝θH−θM）が設定されてもよい。
【００７１】
次に、過去３歩行周期にわたって第１位相差θHMが一定であったことを要件として、左右各成分について、次式（２．２）および（２．３）によって表される「仮想モデル」に従って、次式（２．４）によって表される仮想運動振動子θhと仮想補助振動子θmとの位相差θh−θmが、第２位相差θhmとして設定される。（図２／ｓ１３２）。
【００７２】
（ｄθh／ｄｔ）＝ωh＋ε・ｓｉｎ（θm−θh）  ‥（２．２）
（ｄθm／ｄｔ）＝ωm＋ε・ｓｉｎ（θh−θm）  ‥（２．３）
θhm＝ａｒｃｓｉｎ［（ωh−ωm）／２ε］    ‥（２．４）
ここで、εは仮想モデルにおける仮想運動振動子θhおよび仮想補助振動子θmの相関係数である。また、ωhは仮想運動振動子θhの角速度であり、ωmは仮想補助振動子θmの角速度である。
【００７３】
続いて、第１位相差θHMと、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が設定される（図２／ｓ１３３）。具体的には次式（２．５）に従って、左右各成分について、（ｄφS／ｄｔ，ｄ2φS／ｄｔ2）＝（０，＋）となる時刻（・・，ｔid-1，ｔid，ｔid+1，・・）（図４参照）における相関係数εが逐次設定される。
【００７４】
ε（ｔid+1）
＝ε（ｔid）−η｛Ｖ（ｔid+1）−Ｖ（ｔid）｝
／｛ε（ｔid）−ε（ｔid-1）｝，
Ｖ（ｔid+1）
≡（１／２）｛θHM（ｔid+1）−θhm（ｔid）｝2  ‥（２．５）
ここで、η＝（ηL，ηR）の各成分は、第１位相差θHMの左右各成分と、第２位相差θhmの左右各成分とを近づけるポテンシャルＶ＝（ＶL，ＶR）の安定性を表す係数である。
【００７５】
次に、相関係数εに基づき、仮想補助振動子θmの固有角速度ωmが一定であるという条件下で、左右各成分について、第１および第２位相差の差θHM−θhmの各成分が最小となるように仮想運動振動子θhの角速度ωhが次式（２．６）に従って設定される（図２／ｓ１３４）。
【００７６】
ωh（ｔid）
＝−α∫ｄｔ・
（［４ε（ｔid）2−｛ωh（ｔ）−ωm（ｔid）｝2］1/2
×ｓｉｎ［ａｒｃｓｉｎ｛（ωh（ｔ）−ωm（ｔid-1））
／２ε（ｔid）｝−θHM（ｔid）］）  ‥（２．６）
ここで、α＝（αL，αR）の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００７７】
続いて、左右各成分について、仮想運動振動子θHの角速度ωhに基づき、仮想補助振動子θmの角速度ωmが、新たな固有角速度ωMとして設定される（図２／ｓ１３５）。具体的には、左右各成分について、第２位相差θHMが目標位相差θdに近づくように、次式（２．７）に従って仮想補助振動子θmの角速度ωm＝（ωmL，ωmR）が設定される。
【００７８】
ωm（ｔid）
＝β∫ｄｔ・
（［４ε（ｔid）2−｛ωh（ｔid）−ωm（ｔ）｝2）
×ｓｉｎ［ａｒｃｓｉｎ｛（ωh（ｔid）−ωm（ｔ））／２ε（ｔid）｝
−θd］）  ‥（２．７）
ここで、β＝（βL，βR）の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００７９】
続いて、第２振動子生成ユニット１４０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第２運動振動子（股関節角度）φHと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ωMとに基づき、「第２モデル」に従って第２振動子ｙ＝（ｙL+，ｙL-，ｙR+，ｙR-）を生成する（図２／ｓ１４０）。第２モデルは、第２運動振動子φHに応じて出力が変動する仮想的な複数の神経要素等、仮想的な複数の第２要素の関係を表現するものである。より具体的には、第２モデルは、左大腿部の屈曲方向（前方）および伸展方向（後方）のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｌ＋およびＬ−、並びに右大腿部の屈曲方向および伸展方向のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｒ＋およびＲ−の膜電位の変動に対応する状態変数ｕi（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−）と、神経要素ｉの順応効果が反映される自己抑制因子ｖiとを含む、次の連立微分方程式（３）によって表現される。
【００８０】
τ1L+・ｄｕL+／ｄｔ
＝−ｕL+＋ｗL+/L-ｙL-＋ｗL+/R+ｙR+
−λLｖL+ｆ1（ωML）＋ｆ2（ωML）Ｋ（φHL），
τ1L-・ｄｕL-／ｄｔ
＝−ｕL-＋ｗL-/L+ｙL+＋ｗL-/R-ｙR-
−λLｖL-＋ｆ1（ωML）＋ｆ2（ωML）Ｋ（φHL），
τ1R+・ｄｕR+／ｄｔ
＝−ｕR+＋ｗR+/L+ｙL+＋ｗR+/R-ｙR-
−λRｖR+＋ｆ1（ωMR）＋ｆ2（ωMR）Ｋ（φHR），
τ1R-・ｄｕR-／ｄｔ
＝−ｕR-＋ｗR-/L-ｙL-＋ｗR-/R+ｙR+
−λRｖR-＋ｆ1（ωMR）＋ｆ2（ωMR）Ｋ（φHR），
τ2i・ｄｖi／ｄｔ＝−ｖi＋ｙi，
ｙi＝ｍａｘ（０，ｕi）  ‥（３）
ここで、τ1iは状態変数ｕiの変化特性を規定する時定数であり、左右各成分について、次式（３．１）によって表されるように、新たな固有角速度ωMへの依存性を有する。
【００８１】
τ1i≡ｔ（ωML）／ωML−γL（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−），または
ｔ（ωMR）／ωMR−γR（ｉ＝Ｒ＋，Ｒ−）  ‥（３．１）
ｔ（ω）はω依存性を有する係数である。γ＝（γL，γR）は定数である。
【００８２】
また、τ2iは自己抑制因子ｖiの変化特性を規定する時定数である。また、ｗi/j（＜０）は仮想的な複数の第２要素（神経要素）ｉおよびｊの関係を表す第２相関係数（定数）である。第２相関係数ｗi/jは、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）、第２運動振動子（股関節角度）φHのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定され得る。「λL」および「λR」は慣れ係数である。Ｋは股関節角度φHに応じたフィードバック係数である。
【００８３】
「ｆ1」および「ｆ2」はそれぞれ次式（３．２）および（３．３）により定義される関数である。
【００８４】
ｆ1（ω）≡ｃ・ω（ｃ＞０）  ‥（３．２）
ｆ2（ω）≡ｃ0＋ｃ1ω＋ｃ2ω2  ‥（３．３）
【００８５】
固有角速度ωMの関数であるｆ1（ωM）およびｆ2（ωM）の係数ｃ，ｃ0，ｃ1，ｃ2は、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）、第２運動振動子（股関節角度）φHのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に応じた係数として設定され得る。
【００８６】
次に、補助振動子生成ユニット１５０が、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙiに基づき、補助振動子ｚを生成する（図２／ｓ１５０）。具体的には、次式（４）に従って補助振動子ｚが生成される。
【００８７】
ｚL＝  ｐ+ｙL+−ｐ-ｙL-，
ｚR＝−ｐ+ｙR+＋ｐ-ｙR-  ‥（４）
ここで、ｐ+およびｐ-は活性化係数を表している。
【００８８】
そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された補助振動子ｚに応じた電流Ｉ＝（ＩL，ＩR）がバッテリ２０８から左右のアクチュエータ２１０にそれぞれ供給され、アクチュエータ２１０の動力に応じた力Ｆ＝（ＦL，ＦR）がユーザの大腿部に作用する。
【００８９】
以後、前記処理（図２／ｓ１１１，ｓ１１２，・・，ｓ１５０）が繰り返されることで、ユーザは歩行補助装置２００によって股関節回りのトルクが付与されながら歩行する。
【００９０】
前記機能を発揮する本発明の歩行補助装置２００およびその制御システムによれば、まずユーザの第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔに基づき、第１振動子ｘが生成される（図２／ｓ１２０）。第１振動子ｘは、ファン・デル・ポル方程式（式（１）参照）の特徴である「相互引き込み」の効果によりユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔのリズムと調和しながら、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。一方、第１振動子ｘは、ユーザの運動リズムと歩行補助装置２００による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔと不適当な位相差を有している可能性がある。従って、第１振動子ｘから直接的に補助振動子ｚが生成された場合、この補助振動子ｚによって補助されたユーザの歩行リズムが目標リズムから乖離してしまうおそれがある。
【００９１】
そこで、新たな固有角速度ωMが、ユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差である第１位相差θHMに応じて設定される（図２／ｓ１３０）。これにより、新たな固有角速度ωMは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔにより特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度ωMが反映された形での新たな第１振動子ｘの生成（図２／ｓ１２０）が繰り返されることにより、第１運動振動子ｄφS／ｄｔのリズムと第１振動子ｘのリズムとの調和を図りながら、第１運動振動子ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差（第１位相差）θHMの目標位相差θdからの偏差を徐々に減少させることができる。
【００９２】
続いて、ユーザの第２運動振動子（股関節角度）φHに基づき、当該新たな固有角速度ωMが反映されたリズム（このリズムは第２要素ｉの時定数τ1iにより特定される。）で振動する第２振動子ｙが生成される（図２／ｓ１４０）。そして、この第２振動子ｙに基づいて補助振動子ｚが生成され、この補助振動子ｚに応じた力Ｆがユーザの身体に作用させられる（図２／ｓ１５０）。
【００９３】
前記のように、異なる身体部分、すなわち、上肢（腕（特に上腕部））および下肢（脚（特に大腿部））のそれぞれの運動リズムが反映された形で補助振動子ｚが生成される。これにより、ユーザの第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子（股関節角度）φHのそれぞれに応じた上肢および下肢の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助され得る。ユーザの上肢および下肢のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、歩行補助装置２００による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、且つ、ユーザの運動リズムも歩行補助装置２００による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。
【００９４】
以上のように、本発明の歩行補助装置２００によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助され得る。
【００９５】
また、上肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、下肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、下肢の動き（大腿部の前後運動）が、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）によって支配されつつも、上肢の動きが下肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００９６】
さらに、下肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、上肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）が、下肢の動き（大腿部の前後運動）によって支配されつつも、下肢の動きが上肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００９７】
また、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の定性的関係を第１モデルにおける仮想的な複数の第１要素の関係に反映させることができる（式（１）参照）。また、複数の第１要素の関係（第１相関係数ｇ）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて調節され得る。以上により、第１運動振動子ｄφS／ｄｔや第２運動振動子φHのリズム等に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第１振動子ｘが生成され得る（図２／ｓ１２０）。例えば、現実の複数の要素として左右の上肢が想定された場合、左右の上肢が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子ｘが生成される。従って、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００９８】
さらに、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の関係を第２モデルにおける仮想的な複数の第２要素の関係に反映させることができる（式（３）参照）。また、これら複数の第２要素の関係（第２相関係数ｗi/j）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて調節され得る。以上により、第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのリズム等に反映されている現実の複数の要素の関係に鑑みて適当な第２振動子ｙが生成され得る（図２／ｓ１４０）。例えば、現実の複数の要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配する複数のニューロンの定性的関係等が反映された形で第２振動子ｙが生成される。従って、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００９９】
本発明の歩行補助装置２００の前記作用効果に関する実験結果について、図５および図６を用いて説明する。この実験は、正常な左右の上肢の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔが反映された形で、異常が生じて運動機能が低下している左右の下肢の動きが補助されている状態で行われた。
【０１００】
図５は、第２運動振動子（股関節角度）φHと、補助振動子ｚとの位相差の時間変化の様子を示す。当該位相差が、目標位相差θ0にほぼ一致している。これは、歩行補助装置２００による歩行運動補助リズムが、ユーザの下肢（大腿部）の運動リズムとの当該目標位相差θ0に応じた調和という観点から適切なリズムに設定されていることを意味している。
【０１０１】
図６は、第２運動振動子φHと、補助振動子ｚとのそれぞれの周期を示している。両振動子の周期が、ともに第１運動振動子ｄφS／ｄｔの周期に応じた目標周期Ｔ0にほぼ一致している。これは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔに反映される上肢の運動リズムと、第２運動振動子φHに反映される下肢の運動リズムと、歩行補助装置２００による補助リズムとの総合的な調和という観点から適切なリズムで、ユーザの下肢（特に大腿部）の動きが補助されていることを意味している。
【０１０２】
なお、前記実施形態では、第１運動振動子として肩関節角速度ｄφS／ｄｔが測定され（図２／ｓ１１１）、且つ、第２運動振動子として股関節角度φHが測定された（図２／ｓ１１２）。これとは別の実施形態として、第１運動振動子として肩関節角度や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節等の角度や角速度、ユーザの着地音、呼吸音、断続的な発声音等、ユーザの身体部分の運動リズムが反映されたリズムで変動する種々の振動子が測定され、第２運動振動子として、第１運動振動子に係る身体部分とは異なる身体部分の関節角度や角速度、着地音が測定されてもよい。
【０１０３】
前記実施形態では、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分（下肢）の動きに応じた第２運動振動子（股関節角度）φHのリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分（上肢）の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成された。これとは別の実施形態として、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成されてもよい。
【０１０４】
当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズム）と、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズム）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【０１０５】
これにより、例えば、異常が生じて運動機能が低下しているため、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助され得る。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【０１０６】
また、例えば、正常であるものの歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助され得る。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【０１０７】
前記実施形態では、ユーザの左右の大腿部に作用する力（股関節回りのトルク）Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの歩行運動を補助したが、他の実施形態として、膝関節、足関節、肩関節、肘関節、手根関節等、種々の関節回りのトルク等、ユーザのさまざまな身体部分に作用する力Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの運動を補助してもよい。トルクＦが作用する関節の組合せは、ユーザに応じてさまざまに変更されてもよい。
【０１０８】
測定対象となる運動振動子の種類が多くなるほど、ファン・デル・ポル方程式等の第１振動子ｘの生成に応じた非線形微分方程式（式（１））や、第２振動子ｙｉの生成に応じた非線形微分方程式（式（３））における相関項は多くなるが、当該相関係数の調節によってユーザの身体の様々な部分の動きに鑑みた一層緻密な運動の補助が実現される。
【０１０９】
前記実施形態では、左肩関節角速度ｄφSL／ｄｔに基づく固有角速度ωMLが左側の第２要素Ｌ＋，Ｌ−の出力である第２振動子ｙL+，ｙL-のリズムを特定する時定数τ1L+，τ1L-に反映され、且つ、右肩関節角速度ｄφSR／ｄｔに基づく固有角速度ωMRが右側の第２要素Ｒ＋，Ｒ−の出力である第２振動子ｙR+，ｙR-のリズムを特定する時定数τ1R+，τ1R-に反映されている第２モデルに従って第２振動子ｙが生成された（式（３）（３．１）（３．２）参照）。これとは別の実施形態として、右肩関節角速度ｄφSR／ｄｔに基づく固有角速度ωMRが左側の第２要素Ｌ＋，Ｌ−の出力である第２振動子ｙL+，ｙL-の時定数τ1L+，τ1L-に反映され、且つ、左肩関節角速度ｄφSL／ｄｔに基づく固有角速度ωMLが右側の第２要素Ｒ＋，Ｒ−の出力である第２振動子ｙR+，ｙR-の時定数τ1R+，τ1R-に反映されている第２モデルに従って第２振動子ｙが生成されてもよい。
【０１１０】
歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、且つ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、且つ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。
【０１１１】
当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、この点に鑑みて、ユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助され得る。
【０１１２】
前記実施形態では式（４）に従って補助振動子ｚが生成されたが、他の実施形態としてユーザの運動リズムを目標リズムに近付けることに加えて、さらに運動スケールを目標スケールに近づけるために次のような手順に従って補助振動子ｚが生成されてもよい。
【０１１３】
すなわち、まず、次式（５）に従って第１補助振動子ｚ1が生成される。
【０１１４】
ｚ1L＝ｇ1+（ωML）ｇ+（φHL）ｙL+−ｇ1-（ωML）ｇ-（φHL）ｙL-，
ｚ1R＝ｇ1+（ωMR）ｇ+（φHR）ｙR+−ｇ1-（ωMR）ｇ-（φHR）ｙR-  ‥（５）
ここで「ｇ1+」「ｇ1-」「ｇ+」および「ｇ-」は次式（５．１）〜（５．４）のそれぞれによって定義される関数である。
【０１１５】
ｇ1+（ω）≡Σkａk+ωk  （ａk+：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．１）
ｇ1-（ω）≡Σkａk-ωk  （ａk-：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．２）
ｇ+（φ）≡ｃ1+（φ−φ0+）＋ｃ2+（φ−φ0+）3  
（ｃ1+，ｃ2+：係数，φ0+：屈曲方向の股関節角度φHの目標値）‥（５．３）
ｇ-（φ）≡ｃ1-（φ−φ0-）＋ｃ2-（φ−φ0-）3  
（ｃ1-，ｃ2-：係数，φ0-：伸展方向の股関節角度φHの目標値）‥（５．４）
【０１１６】
第１補助振動子ｚ1は、第１係数ｇ1+およびｇ1-をそれぞれバネ係数（弾性係数）とする、図６に示されている２つの仮想的なバネＧ1+およびＧ1-による弾性力として把握される。第１係数ｇ1+およびｇ1-は、固有角速度ωMに応じて股関節角度（ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子）φHを、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値φ0+（＞０）およびφ0-（＜０）に近付ける第１ポテンシャル（仮想的なバネ（弾性要素）のポテンシャル）のグラディエントを特定するものである（式（５．１）（５．２）参照）。すなわち、第１補助振動子ｚ1は、第１ポテンシャルに応じた第１係数ｇ1+，ｇ1-を弾性係数（バネ係数）とし、且つ、股関節角度φHの値を目標値φ0+，φ0-に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。これにより、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体の弾性要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【０１１７】
一方の仮想的なバネＧ1+による弾性力は、そのバネ係数ｇ1+に応じて股関節角度φHをこの目標値φ0+に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち、股関節角度φHが目標値φ0+未満である場合、バネＧ1+による弾性力が、股関節角度φHを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φHが目標値φ0+を超えた場合、バネＧ1+による弾性力が、股関節角度φHを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。
【０１１８】
また、他方の仮想的なバネＧ1-による弾性力は、そのバネ係数ｇ1-に応じて股関節角度φHをこの目標値φ0-に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち股関節角度φHが目標値φ0-を超えている場合、バネＧ1-による弾性力が、股関節角度φHを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φHが目標値φ0-を下回った場合、バネＧ1-による弾性力が、股関節角度φHを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。
【０１１９】
また、次式（６）に従って第２補助振動子ｚ2が生成される。
【０１２０】
ｚ2L＝−ｇ2+（ωML）（ｄφHL／ｄｔ）Ｈ+（φHL）ｙL+
＋ｇ2-（ωML）（ｄφHL／ｄｔ）Ｈ-（φHL）ｙL-，
ｚ2R＝−ｇ2+（ωMR）（ｄφHR／ｄｔ）Ｈ+（φHR）ｙR+
＋ｇ2-（ωMR）（ｄφHR／ｄｔ）Ｈ-（φHR）ｙR-‥（６）
ここで「ｇ2+」「ｇ2-」「Ｈ+」および「Ｈ-」は次式（６．１）〜（６．４）のそれぞれによって定義される関数である。
【０１２１】
ｇ2+（ω）≡Σkｂk+ωk  （ｂk+：係数，ｋ＝０〜３）‥（６．１）
ｇ2-（ω）≡Σkｂk-ωk  （ｂk-：係数，ｋ＝０〜３）‥（６．２）
Ｈ+（φ）≡１（φ≦０），０（φ＞０）  ‥（６．３）
Ｈ-（φ）≡１（φ＞０），０（φ≦０）  ‥（６．４）
【０１２２】
第２補助振動子ｚ2は、第２係数ｇ2+およびｇ2-をそれぞれダンパ係数（減衰係数）とする、図４に示されている２つの仮想的なダンパＧ2+およびＧ2-によりユーザの左右の大腿部に作用する減衰力として把握される。第２係数ｇ2+およびｇ2-は、固有角速度ωMに応じて股関節角度（ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子）φHの絶対値の増大を抑制する第２ポテンシャル（仮想的なダンパ（減衰要素）のポテンシャル）のグラディエントを特定するものである（式（６．１）（６．２）参照）。すなわち、第２補助振動子ｚ2は、第２ポテンシャルに応じた第２係数ｇ2+，ｇ2-を減数係数（ダンパ係数）とし、且つ、股関節角速度（ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値）ｄφH／ｄｔに応じて、股関節角度φＨの絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。これにより、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体の減衰要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【０１２３】
一方の仮想的なダンパＧ2+による減衰力は、そのダンパ係数ｇ2+と、股関節角速度ｄφH／ｄｔとに応じて、前側（屈曲側）への股関節角度φHの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ2+による減衰力は大腿部の前方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。
【０１２４】
また、他方の仮想的なダンパＧ2-による弾性力は、そのダンパ係数ｇ2-と、股関節角速度ｄφH／ｄｔとに応じて、後側（伸展側）への股関節角度φHの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ2+による減衰力は大腿部の後方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。
【０１２５】
また、第２補助振動子ｚ2には、股関節角度φHの関数としての階段関数Ｈ+，Ｈ-が含まれている。従って、２つの仮想的なダンパＧ2+およびＧ2-のそれぞれの減衰力が相殺される事態が回避される。
【０１２６】
そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された第１補助振動子ｚ1と、第２補助振動子ｚ2とが合成されることで補助振動子ｚ（＝ｚ1＋ｚ2）が生成される。
【０１２７】
当該他の実施形態の歩行補助装置２００によれば、次の理由により、ユーザの運動スケールが目標スケールに近づくように、ユーザの歩行運動等の運動が補助（補助）され得る。
【０１２８】
第１補助振動子ｚ1に含まれている第１係数ｇ1+，ｇ1-は、ユーザの股関節角度φHをその目標値φ0+，φ0-に近付けるための第１ポテンシャル（仮想的な弾性要素のポテンシャル）に応じたものである。第１係数ｇ1+，ｇ1-は固有角速度ωM（＝仮想補助振動子θmの角速度ωm）に応じたものである（式（５．１）（５．２）参照）。固有角速度ωMは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。
【０１２９】
さらに、第２補助振動子ｚ2に含まれている第２係数ｇ2+，ｇ2-は、ユーザの股関節角度φHの絶対値の増大を抑制する第２ポテンシャル（仮想的な減衰要素のポテンシャル）に応じたものである。第２係数ｇ2+，ｇ2-は固有角速度ωMに応じたものである（式（６．１）（６．２）参照）。固有角速度ωMは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。
【０１３０】
従って、固有角速度ωMに応じた第１係数ｇ1+（ωM），ｇ1-（ωM）が反映された形で第１補助振動子ｚ1が生成され、且つ、固有角速度ωMに応じた第２係数ｇ2+（ωM），ｇ2-（ωM）が反映された形で第２補助振動子ｚ２が生成されることで、ユーザの運動リズムと補助振動子ｚのリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図りながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が補助され得る。
【０１３１】
股関節角度φHの目標値φ0+およびφ0-は、歩行補助装置２００に設けられている設定ボタン（図示略）の操作を通じて、ユーザによって設定された目標とする「歩幅」に応じて、ユーザの股関節角度φHを含む脚体の姿勢の幾何学的条件に従って設定されてもよい。
【０１３２】
また、固有角速度ωMの関数である第１係数ｇ1+（ωＭ）およびｇ1-（ωM）のそれぞれに含まれる係数ａk+およびａk-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【０１３３】
さらに、固有角速度ωMの関数である第２係数ｇ2+（ωM）およびｇ2-（ωM）のそれぞれに含まれる係数ｂk+およびｂk-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助され得る。
【０１３４】
本発明の他の実施形態としての歩行補助装置２００の制御システムが、ユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方を測定する状態測定ユニットと、状態測定ユニットにより判定されたユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方に応じて、目標位相差θdを設定する目標位相差設定ユニットとをさらに備えていてもよい。ユーザの「運動状態」には、坂や階段を昇る上昇歩行状態、ほぼ平坦地を歩行する平地歩行状態、坂や階段を下る下降歩行状態、速く歩行するクイック歩行状態、遅く歩行するスロー歩行状態等が含まれ得る。また、ユーザの「生理状態」には、疲労度が高い状態、疲労度が低い状態、心拍数や発汗量が多い状態や、心拍数が少ない状態等が含まれ得る。
【０１３５】
当該構成の運動補助装置によれば、ユーザの肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差が、ユーザの「歩行状態」に応じた目標位相差θdに近づくように、このユーザの運動が補助され得る。これにより、ユーザの歩行状態の変動に応じて、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づける観点から適当なリズムでユーザの運動が補助（補助）される。
【０１３６】
ユーザの歩行状態（運動状態）は、例えば、次のような手順で測定される。
【０１３７】
すなわち、ユーザの歩行状態と、ｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとの対応関係がメモリから読み取られる。この上で、この対応関係と、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度φHを含むｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとに基づき、ユーザの「歩行状態」が測定される。歩行状態測定用の運動振動子として、ユーザの股関節角速度ｄφH／ｄｔ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測定されてもよい。
【図面の簡単な説明】
【０１３８】
【図１】本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図
【図２】本発明の運動補助装置およびその制御システムの機能例示図
【図３】第１位相差の設定方法に関する説明図
【図４】第１位相差の設定方法に関する説明図
【図５】本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図
【図６】本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図
【図７】補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図
【符号の説明】
【０１３９】
１００‥コンピュータ（制御システム）、１１０‥運動振動子測定ユニット、１２０‥第１振動子生成ユニット、１３０‥固有角速度設定ユニット、１４０‥第２振動子生成ユニット、１５０‥補助振動子生成ユニット、２００‥歩行補助装置（運動補助装置）、２１０‥アクチュエータ、２１１‥肩関節角度センサ、２１２‥股関節角度センサ
【図１】
2007068580.tif 000003
【図２】
2007068580.tif 000004
【図３】
2007068580.tif 000005
【図４】
2007068580.tif 000006
【図５】
2007068580.tif 000007
【図６】
2007068580.tif 000008
【図７】
2007068580.tif 000009
【手続補正書】
【提出日】平成19年1月10日(2007.1.10)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、
前記ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じたて時間変化するパラメータとしての運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、
入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、
該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成手段により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差を目標位相差に近づけるように該固有角速度を新たに設定する固有角速度設定手段と、
入力振動信号に基づき、該固有角速度設定手段により設定された該固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、
該第２振動子生成手段により生成された該第２振動子に基づき、前記補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする運動補助装置。
【請求項２】
前記運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
【請求項３】
前記運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
【請求項４】
前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定し、または前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１〜３のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項５】
前記第２モデルが、前記ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの左脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まり、かつ、前記ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの右脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まるモデルであり、
前記第２振動子生成手段が該第２モデルにしたがって当該第２振動子を生成することを特徴とする請求項１〜３のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項６】
前記第１モデルが、複数の前記入力振動信号とそれぞれ相互に引き込み合うことにより前記固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する複数の前記出力振動信号のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれる第１連立方程式により表現され、
前記運動振動子測定手段が複数の前記第１運動振動子を測定し、
前記第１振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第１相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第１運動振動子を該複数の入力振動信号として該第１モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第１振動子を生成することを特徴とする請求項１〜５のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項７】
前記第２モデルが、複数の前記入力振動信号に基づき、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する複数の前記出力振動信号に第２相関係数がかけられている項が含まれる第２連立方程式により表現され、
前記運動振動子測定手段が複数の前記第２運動振動子を測定し、
前記第２振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第２相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第２運動振動子を該複数の入力振動信号として該第２モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第２振動子を生成することを特徴とする請求項１〜６のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項８】
前記固有角速度設定手段が前記第１位相差に基づき仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子の位相差である第２位相差を前記目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな前記固有角速度として設定し、
前記仮想モデルが前記２つの振動子に相関係数がかけられた項が含まれている連立方程式により表現され、
前記固有角速度設定手段が、前記第１位相差に基づき、該相関係数を設定する相関係数設定手段と、
該相関係数設定手段により設定された該相関係数に基づき、前記第１位相差と前記第２位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち一方の角速度を設定する第１角速度設定手段と、
該第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、前記第２位相差と前記目標位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち他方の角速度を新たな前記固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする請求項１〜７のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項９】
前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの運動に応じて時間変化し、かつ、該ユーザの運動スケールを表すパラメータとして前記第２運動振動子を測定し、
前記補助振動子生成手段が、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子と、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に応じて、前記運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を、該ユーザの目標運動スケールに応じて定まる目標値に近付けるための仮想的な弾性要素による弾性力を表す第１補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする請求項１〜８のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
【請求項１０】
前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な弾性要素の弾性係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第１係数を、前記運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づき設定しながら、該第１係数と、前記第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子が含まれている前記第１補助振動子を生成することを特徴とする請求項９記載の運動補助装置。
【請求項１１】
前記補助振動子生成手段が、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度と、前記運動振動子測定手段により測定された前記第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的な減衰要素による減衰力を表す第２補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする請求項９または１０記載の運動補助装置。
【請求項１２】
前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な減衰要素の減衰係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第２係数を、前記運動振動子測定手段により測定された前記第１運動振動子および前記第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第２係数と、前記第２運動振動子の時間微分値の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子を含む前記第２補助振動子を生成することを特徴とする請求項１１記載の運動補助装置。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ユーザの運動を補助するための装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ユーザの脚の動きを補助する力をユーザの脚を含む身体部分に作用させることにより、このユーザの歩行運動を補助する装置が提案されている（たとえば、特許文献１参照）。
【０００３】
また、ユーザの歩行運動リズムに変化に追従しながらも、歩行補助装置による歩行補助リズムに自律性を持たせるように、この歩行補助装置を制御するシステムが提案されている（たとえば、特許文献２参照）。
【特許文献１】特開２００３−１３５５４３号公報
【特許文献２】特開２００４−０７３６４９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、歩行補助装置のユーザの多くがそうであるように、その腕が正常である一方、その脚に異常が生じてその運動機能が低下し、随意的な動きが困難である場合、次のような弊害の招来が懸念される。
【０００５】
すなわち、異常が生じている身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定された場合、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。
【０００６】
また、正常な身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定される場合も、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。
【０００７】
そこで、本発明は、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムでユーザの運動を補助しうる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】
【０００８】
前記課題を解決するための第１発明の運動補助装置は、補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、前記ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成手段により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差を目標位相差に近づけるように該固有角速度を新たに設定する固有角速度設定手段と、入力振動信号に基づき、該固有角速度設定手段により設定された該固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、該第２振動子生成手段により生成された該第２振動子に基づき、前記補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする。
【０００９】
第１発明の運動補助装置によれば、まず、ユーザの一の身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての「第１運動振動子」が第１モデルに入力振動信号として入力されることにより、第１モデルの出力振動信号としての「第１振動子」が生成される。ここで「振動」とは、現実的または仮想的なものが、ほぼ一定の周期を持って揺れ動くことのほか、広く時間変化することを含む概念である。また「振動子」とは、値が時間変化する電気信号や、ソフトウェアにおいて値が時間変化するものとして定義された関数等を含む概念である。「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第１モデルにしたがって生成された第１振動子は「相互引き込み」の効果によりユーザの「第１運動振動子」のリズムと調和しながら、固有角速度に基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって振動する。一方、第１振動子は、ユーザの運動リズムと運動補助装置による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子に対して不適当な位相差を有している可能性がある。したがって、第１振動子から直接的に補助振動子が生成された場合、この補助振動子によって補助されたユーザの運動のリズムが目標運動リズムから乖離してしまうおそれがある。
【００１０】
そこで「新たな固有角速度」が、ユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差である「第１位相差」に応じて設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度が反映された形で新たな第１振動子が生成されることが繰り返されることにより、第１運動振動子のリズムと第１振動子のリズムとの調和を図りながら、第１位相差の目標位相差からの偏差を徐々に減少させることができる。
【００１１】
続いて、ユーザの他の身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての「第２運動振動子」が第２モデルに入力振動信号として入力されることにより、第２モデルの出力振動信号としての「第２振動子」が生成される。「第２モデル」は入力振動信号に応じて、固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第２モデルにしたがって生成された第２振動子は当該新たな固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する。そして、この第２振動子に基づいて「補助振動子」が生成され、この補助振動子に応じた力がユーザの身体に作用させられる。
【００１２】
前記のように、異なる身体部分の運動リズムが反映された形で補助振動子が生成される。これにより、ユーザの第１および第２運動振動子のそれぞれに応じた異なる身体部分の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助されうる。ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、運動補助装置による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、かつ、ユーザの運動リズムも運動補助装置による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。
【００１３】
以上のように、第１発明の運動補助装置によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうる。なお、ユーザの「運動」には、歩行、走行、ものづくりに伴う手足の動き等、種々の運動が含まれうる。
【００１４】
また、第２発明の運動補助装置は、第１発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００１５】
第３発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズムまたは角速度）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズムまたは角速度）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【００１６】
これにより、たとえば、正常な身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００１７】
また、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００１８】
さらに、第３発明の運動補助装置は、第１発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００１９】
本発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズム）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズム）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【００２０】
これにより、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００２１】
また、たとえば、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００２２】
また、第４発明の運動補助装置は、第１〜第３発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定し、または前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。
【００２３】
第４発明の運動補助装置によれば、上肢の関節回りの運動リズムと、下肢の関節回りの運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムで、上肢の関節回りの運動または下肢の関節回りの運動が補助されうる。
【００２４】
さらに、第５発明の運動補助装置は、第１〜第３発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記第２モデルが、前記ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの左脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まり、かつ、前記ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの右脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まるモデルであり、前記第２振動子生成手段が該第２モデルにしたがって当該第２振動子を生成することを特徴とする。
【００２５】
歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、かつ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、かつ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。
【００２６】
第５発明の運動補助装置によれば、この点に鑑みてユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助されうる。
【００２７】
また、第６発明の運動補助装置は、第１〜第５発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記第１モデルが、複数の前記入力振動信号とそれぞれ相互に引き込み合うことにより前記固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する複数の前記出力振動信号のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれる第１連立方程式により表現され、前記運動振動子測定手段が複数の前記第１運動振動子を測定し、前記第１振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第１相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第１運動振動子を該複数の入力振動信号として該第１モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第１振動子を生成することを特徴とする。
【００２８】
第６発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の第１要素の相関関係を第１モデルにしたがって生成される複数の（第１要素の）出力振動信号の相関関係を表す第１相関係数に反映させることができる。また、これら複数の第１要素の相関関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じたて時間変化するパラメータとしての第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映されている複数の第１要素の相関関係に鑑みて適当な第１振動子が生成されうる。たとえば、複数の第１要素として左右の腕（上肢）が想定された場合、左右の腕が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子が生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００２９】
さらに、第７発明の運動補助装置は、第１〜第６発明のうちいずれか１つに記載の運動補助装置において、前記第２モデルが、複数の前記入力振動信号に基づき、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する複数の前記出力振動信号に第２相関係数がかけられている項が含まれる第２連立方程式により表現され、前記運動振動子測定手段が複数の前記第２運動振動子を測定し、前記第２振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第２相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第２運動振動子を該複数の入力振動信号として該第２モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第２振動子を生成することを特徴とする。
【００３０】
第７発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の第２要素の相関関係を第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係を表す第２相関係数に反映させることができる。また、これら複数の第２要素の相関関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じた第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映されている複数の第２要素の相関関係に鑑みて適当な第２振動子が生成されうる。たとえば、複数の第２要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配するニューロン間の定性的関係等が反映された形で第２振動子が生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【００３１】
また、第８発明の運動誘導装置は、第１〜第７発明のうちいずれかの運動誘導装置において、前記固有角速度設定手段が前記第１位相差に基づき仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子の位相差である第２位相差を前記目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな前記固有角速度として設定し、前記仮想モデルが前記２つの振動子に相関係数がかけられた項が含まれている連立方程式により表現され、前記固有角速度設定手段が、前記第１位相差に基づき、該相関係数を設定する相関係数設定手段と、該相関係数設定手段により設定された該相関係数に基づき、前記第１位相差と前記第２位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち一方の角速度を設定する第１角速度設定手段と、該第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、前記第２位相差と前記目標位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち他方の角速度を新たな前記固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする。
【００３２】
第８発明の運動補助装置によれば、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係がユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差（第１位相差）に応じたものに設定される。また、当該２つの振動子の位相差（第２位相差）を目標位相差に近づけるように２つの振動子の角速度のうち一方が新たな固有角速度として設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの目標位相差に応じた調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。さらに、仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子にかけられている相関係数の設定等を経て、前記のように第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度が新たな固有角度として設定されうる。これにより、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標位相差に応じた目標運動リズムに一致させる観点から適当なリズムおよびスケールを有する補助振動子が設定されうる。
【００３３】
さらに、第９発明の運動補助装置は、第１〜第８発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの運動に応じて時間変化し、かつ、該ユーザの運動スケールを表すパラメータとして前記第２運動振動子を測定し、前記補助振動子生成手段が、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子と、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に応じて、前記運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を、該ユーザの目標運動スケールに応じて定まる目標値に近付けるための仮想的な弾性要素による弾性力を表す第１補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３４】
第９発明の運動補助装置によれば、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子をその目標値に近付けるための仮想的なバネ等の弾性要素の弾性力を表している「第１誘導振動子」を含む誘導振動子が生成される。仮想的な弾性要素の弾性力は、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。したがって、第１誘導振動子を含む誘導振動子に応じてユーザの運動が誘導されることで、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値が目標値に近づくように、すなわち、ユーザの運動スケールが目標運動スケールに近付くようにユーザの運動が誘導されうる。
【００３５】
また、第１０発明の運動補助装置は、第９発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な弾性要素の弾性係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第１係数を、前記運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第１係数と、前記第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子が含まれている前記第１補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３６】
第１０発明の運動補助装置によれば、第１補助振動子が、第１係数を弾性係数（バネ係数）とし、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値を目標値に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。この第１係数は第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【００３７】
さらに、第１１発明の運動補助装置は、第９または第１０発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度と、前記運動振動子測定手段により測定された前記第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的な減衰要素による減衰力を表す第２補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３８】
第１１発明の運動補助装置によれば、「第２誘導振動子」には、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的なダンパによる減衰力として表される「第２誘導振動子」を含む誘導振動子が生成される。仮想的なダンパ等の弾性要素による減衰力は、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。したがって、第２誘導振動子を含む誘導振動子が生成されることにより、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値に応じて当該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制しながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が誘導されうる。
【００３９】
また、第１２発明の運動補助装置は、第１１発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な減衰要素の減衰係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第２係数を、前記運動振動子測定手段により測定された前記第１運動振動子および前記第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第２係数と、前記第２運動振動子の時間微分値の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子を含む前記第２補助振動子を生成することを特徴とする。
【００４０】
第１２発明の運動補助装置によれば、第２補助振動子が、第２係数を減数係数（ダンパ係数）とし、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。この第２係数は第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４１】
本発明の運動補助装置、並びにその制御システムおよび制御プログラムの実施形態について図面を用いて説明する。
【００４２】
図１は本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図、図２は本発明の運動補助装置の機能例示図、図３および図４は第１位相差の設定方法に関する説明図、図５および図６は本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図、図７は補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図である。
【００４３】
以下、歩行者の脚体等について左右を区別するために基本的にパラメータに添字Ｌ、Ｒを付するが、表記の簡単のため添字Ｌ、Ｒを省略する場合もある。
【００４４】
図１に示されている歩行補助装置（運動補助装置）２００は、腰部装具２０２と、大腿部装具２０４と、力伝達部材２０６と、バッテリ２０８と、アクチュエータ（電動モータ）２１０と、肩関節角度センサ２１１と、股関節角度センサ２１２とを備えている。
【００４５】
腰部装具２０２は剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの腰部に装着される。大腿部装具２０４も剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの大腿部の前後それぞれに装着される。力伝達部材は、軽量の硬質プラスチック等の定形性のある素材より作られており、ユーザの大腿部に沿って、ユーザの腰部の横から下方に延びた後で大腿部の前後に向けて二股に分かれた形状であり、アクチュエータ２１０および前後の大腿部装具２０４のそれぞれに連結されている。バッテリ２０８は腰部装具２０２に収納されており（たとえば、腰部装具２０２を構成する複数の素材の間に固定されており）、アクチュエータ２１０等に対して電力を供給する。アクチュエータ２１０は腰部装具２０２に収納されており、力伝達部材２０６および大腿部装具２０４を介してユーザの大腿部に力を作用させる。肩関節角度センサ２１１はユーザの左右の肩関節部分に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、肩関節角度に応じた信号を出力する。股関節角度センサ２１２はユーザの腰部の横に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、股関節角度に応じた信号を出力する。
【００４６】
図１に示されている制御システムは、腰部装具２０２に収納されたハードウェアとしてのコンピュータ１００と、このコンピュータ１００に対して歩行補助装置２００の制御機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている。
【００４７】
制御システムは、運動振動子測定ユニット１１０と、第１振動子生成ユニット１２０と、固有角速度設定ユニット１３０と、第２振動子生成ユニット１４０と、補助振動子生成ユニット１５０とを備えている。各ユニットは、ハードウェアとしてのＣＰＵ、ＥＥＰＲＯＭ、ＲＡＭ等のメモリ、信号入力回路および信号出力回路等の組み合わせと、ＣＰＵ等より構成されるコンピュータ１００に対して諸機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている（以下同様）。なお、各ユニットはそれぞれ別個のＣＰＵ等により構成されていてもよく、共通のＣＰＵ等により構成されていてもよい。
【００４８】
運動振動子測定ユニット１１０は、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、「第１運動振動子」として肩関節角速度ｄφS／ｄｔを測定する。また、運動振動子測定ユニット１１０は、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、「第２運動振動子」として股関節角度φHを測定する。
【００４９】
第１振動子生成ユニット１２０は運動振動子測定ユニット１１０により測定された肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφS／ｄｔと、固有角速度ωMとに基づき、「第１モデル」にしたがって第１振動子ｘを生成する。
【００５０】
固有角速度設定ユニット１３０は、肩関節角速度ｄφS／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差に基づき、新たな固有角速度ωMを設定する。
【００５１】
第２振動子生成ユニット１４０は、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度（第２運動振動子）φHと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ωMとに基づき、「第２モデル」にしたがって第２振動子ｙを生成する。
【００５２】
補助振動子生成ユニット１５０は、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙに基づき、歩行補助装置２００による補助振動子ｚを生成する。
【００５３】
前記構成の歩行補助装置およびその制御システムの機能について図２を用いて説明する。
【００５４】
運動振動子測定ユニット１１０が、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、ユーザの左右の第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔ＝（ｄφSL／ｄｔ，ｄφSR／ｄｔ）を測定する（図２／ｓ１１１）。運動振動子測定ユニット１１０が、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、ユーザの左右の第２運動振動子（股関節角度）φH＝（φHL，φHR）を測定する（図２／ｓ１１２）。
【００５５】
さらに、第１振動子生成ユニット１２０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφS／ｄｔと固有角速度ωM＝（ωML，ωMR）とに基づき第１モデルにしたがって第１振動子ｘ＝（ｘL，ｘR）を生成する（図２／ｓ１２０）。「第１モデル」は左右の脚体等、複数の第１要素の相関関係を表現するモデルである。具体的には「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号（当該第１要素の出力振動信号）を生成するモデルである。第１モデルは、たとえば次式（１）のファン・デル・ポル（ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｐｏｌ）方程式（「第１連立方程式」に該当する。）によって表現される。第１振動子生成ユニット１２０によって股関節角速度（第１運動振動子）ｄφH／ｄｔ＝（ｄφHL／ｄｔ，ｄφHR／ｄｔ）が当該入力振動信号として第１モデルに入力されることにより、当該出力振動信号として第１振動子ｘ＝（ｘL、ｘR）が生成される。
【００５６】
（ｄ2ｘL／ｄｔ2）＝ξ（１−ｘL2）（ｄｘL／ｄｔ）−ωML2ｘL
＋ｇ（ｘL−ｘR）＋Ｋ（ｄφSL／ｄｔ），
（ｄ2ｘR／ｄｔ2）＝ξ（１−ｘR2）（ｄｘR／ｄｔ）−ωMR2ｘR
＋ｇ（ｘR−ｘL）＋Ｋ（ｄφSR／ｄｔ）  ‥（１）
【００５７】
ここで「ξ」は第１振動子ｘおよびその１回時間微分（ｄｘ／ｄｔ）がｘ−（ｄｘ／ｄｔ）平面で安定なリミットサイクルを描くように設定される係数（＞０）である。「ｇ」は左右の上肢（腕）（複数の第１要素）の相関関係を第１モデルにしたがって生成される複数の（第１要素の）出力振動信号の相関関係に反映させるための第１相関係数である。第１相関係数ｇは第１運動振動子ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）ならびに第２運動振動子φHのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されうる。「Ｋ」はフィードバック係数である。なお固有角速度ωMは、歩行補助装置２００による実際の補助リズム（歩行運動補助リズム）から大きく外れない範囲で任意に設定されうる。
【００５８】
第１振動子ｘ＝（ｘL，ｘR）はルンゲ・クッタ法により決定／生成される。第１振動子ｘの成分ｘLおよび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。この第１振動子ｘ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、実際の歩行リズムと略同等のリズム（角速度）で時間変化する第１運動振動子ｄφS／ｄｔのリズムと調和しながらも「固有角速度」ωMに基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって時間変化または振動するという性質がある。
【００５９】
また、「第１モデル」は、式（１）により表現されるファン・デル・ポル方程式とは異なる形のファン・デル・ポル方程式によって表現されてもよく、第１運動振動子ｄφS／ｄｔ等の入力振動信号と相互引き込み効果によって出力振動信号としての第１振動子ｘが生成されうるあらゆる方程式によって表現されてもよい。
【００６０】
また、固有角速度設定ユニット１３０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφS／ｄｔと、第１振動子生成ユニット１２０により生成された第１振動子ｘとに基づき新たな固有角速度ωMを設定する（図２／ｓ１３０）。
【００６１】
具体的には、左右各成分について第１運動振動子ｄφS／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差（正確にはこの位相差が反映された変数）が、次式（２．１）にしたがって第１位相差θHMとして設定される（図２／ｓ１３１）。
【００６２】
θHM＝∫ｄｔ・δθ（ｄφS／ｄｔ，ｘ），
δθ（ｄφS／ｄｔ，ｘ）
≡ｓｇｎ（ｘ）｛ｓｇｎ（ｄφS／ｄｔ）−ｓｇｎ（ｄｘ／ｄｔ）｝，
ｓｇｎ（θ）≡−１（θ＜０），０（θ＝０），１（θ＞０）  ‥（２．１）
【００６３】
式（２．１）で定義されているδθの性質の理解のため、例として図３に示されているように肩関節角速度ｄφS／ｄｔおよび第１振動子ｘが振動した場合を考える。なお、簡単のため、「０」「正値」および「負値」をそれぞれ「０」「＋」および「−」と表す。
【００６４】
時間（ｔ0，ｔ1）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，＋，＋）なのでδθは「−２」となる。また、時間（ｔ1，ｔ2）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，＋）なのでδθは「０」となる。さらに、時間（ｔ2，ｔ3）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，−）なのでδθは「２」となる。また、時間（ｔ3，ｔ4）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，−，−）なのでδθは「−２」となる。さらに、時間（ｔ4，ｔ5）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，−）なのでδθは「０」となる。また、時間（ｔ5，ｔ6）では（ｄφS／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，＋）なのでδθは「２」となる。
【００６５】
第１振動子ｘの１周期［ｔ0，ｔ6］においてδθが「＋２」である累計時間（＝（ｔ3−ｔ2）＋（ｔ6−ｔ5））の総和が、δθが「−２」である累計時間（＝（ｔ1−ｔ0）＋（ｔ4−ｔ3））より大きくなっている。したがって、この場合、式（２）のようにδθの時間積分で表現される第１位相差θHMは、δθが「＋２」である累計時間が、δθが「−２」である累計時間よりも大きくなるほど大きくなる正の値をとることとなる。これは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔの位相が、第１振動子ｘの位相よりも進んでいることを意味しており、これは図３に示す両振動子の位相関係に合致した結果となっている。
【００６６】
なお、図４に示されているように（ｄφS／ｄｔ，ｄ2φS／ｄｔ2）＝（０，＋）となる時点（・・，ｔid，ｔid+1，‥）と、（ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（０，＋）となる時点との時間差に応じて第１位相差θHM（＝θH−θM）が設定されてもよい。
【００６７】
次に、過去３歩行周期にわたって第１位相差θHMが一定であったことを要件として、左右各成分について、次式（２．２）および（２．３）によって表される「仮想モデル」にしたがって、次式（２．４）によって表される仮想運動振動子θhと仮想補助振動子θmとの位相差θh−θmが、第２位相差θhmとして設定される。（図２／ｓ１３２）。
【００６８】
（ｄθh／ｄｔ）＝ωh＋ε・ｓｉｎ（θm−θh）  ‥（２．２）
（ｄθm／ｄｔ）＝ωm＋ε・ｓｉｎ（θh−θm）  ‥（２．３）
θhm＝ａｒｃｓｉｎ［（ωh−ωm）／２ε］    ‥（２．４）
【００６９】
ここで、εは仮想モデルにおける仮想運動振動子θhおよび仮想補助振動子θmの相関係数である。また、ωhは仮想運動振動子θhの角速度であり、ωmは仮想補助振動子θmの角速度である。
【００７０】
続いて、第１位相差θHMと第２位相差θhmとの差θHM−θhmが最小になるように相関係数εが設定される（図２／ｓ１３３）。具体的には次式（２．５）にしたがって、左右各成分について、（ｄφS／ｄｔ，ｄ2φS／ｄｔ2）＝（０，＋）となる時刻（・・，ｔid-1，ｔid，ｔid+1，・・）（図４参照）における相関係数εが逐次設定される。
【００７１】
ε（ｔid+1）＝ε（ｔid）−η｛Ｖ（ｔid+1）−Ｖ（ｔid）｝／｛ε（ｔid）−ε（ｔid-1）｝，
Ｖ（ｔid+1）≡（１／２）｛θHM（ｔid+1）−θhm（ｔid）｝2  ‥（２．５）
【００７２】
ここで、η＝（ηL，ηR）の各成分は、第１位相差θHMの左右各成分と第２位相差θhmの左右各成分とを近づけるポテンシャルＶ＝（ＶL，ＶR）の安定性を表す係数である。
【００７３】
次に、相関係数εに基づき、仮想補助振動子θmの固有角速度ωmが一定であるという条件下で、左右各成分について第１および第２位相差の差θHM−θhmの各成分が最小となるように仮想運動振動子θhの角速度ωhが次式（２．６）にしたがって設定される（図２／ｓ１３４）。
【００７４】
ωh（ｔid）＝−α∫ｄｔ・（［４ε（ｔid）2−｛ωh（ｔ）−ωm（ｔid）｝2］1/2
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωh（ｔ）−ωm（ｔid-1））／２ε（ｔid）｝−θHM（ｔid）］）
‥（２．６）
【００７５】
ここで、α＝（αL，αR）の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００７６】
続いて、左右各成分について、仮想運動振動子θHの角速度ωhに基づき、仮想補助振動子θmの角速度ωmが、新たな固有角速度ωMとして設定される（図２／ｓ１３５）。具体的には、左右各成分について、第２位相差θhmが目標位相差θdに近づくように、次式（２．７）にしたがって仮想補助振動子θmの角速度ωm＝（ωmL，ωmR）が設定される。
【００７７】
ωm（ｔid）＝β∫ｄｔ・（［４ε（ｔid）2−｛ωh（ｔid）−ωm（ｔ）｝2）
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωh（ｔid）−ωm（ｔ））／２ε（ｔid）｝−θd］）‥（２．７）
【００７８】
ここで、β＝（βL，βR）の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００７９】
続いて、第２振動子生成ユニット１４０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第２運動振動子（股関節角度）φHと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ωMとに基づき、第２モデルにしたがって第２振動子ｙ＝（ｙL+，ｙL-，ｙR+，ｙR-）を生成する（図２／ｓ１４０）。「第２モデル」は複数の神経要素等、複数の第２要素の関係を表現するモデルである。具体的には「第２モデル」は入力振動信号に応じて当該新たな固有角速度ωMに基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号（当該第２要素の出力振動信号）を生成するモデルである。第２モデルはたとえば次式（３）の連立微分方程式（「第２連立方程式」に該当する。）により表現される。当該連立微分方程式には、左大腿部の屈曲方向（前方）および伸展方向（後方）のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｌ＋およびＬ−、並びに右大腿部の屈曲方向および伸展方向のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｒ＋およびＲ−の膜電位の変動に対応する状態変数ｕi（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−）と、神経要素ｉの順応効果が反映される自己抑制因子ｖiとが含まれている。第２振動子生成ユニット１４０により、股関節角度（第２運動振動子）φHが当該入力振動信号として第２モデルに入力されることにより、当該出力振動信号として第２振動子ｙが生成される。
【００８０】
τ1L+・ｄｕL+／ｄｔ＝−ｕL+＋ｗL+/L-ｙL-＋ｗL+/R+ｙR+
−λLｖL+ｆ1（ωML）＋ｆ2（ωML）Ｋ（φHL），
τ1L-・ｄｕL-／ｄｔ＝−ｕL-＋ｗL-/L+ｙL+＋ｗL-/R-ｙR-
−λLｖL-＋ｆ1（ωML）＋ｆ2（ωML）Ｋ（φHL），
τ1R+・ｄｕR+／ｄｔ＝−ｕR+＋ｗR+/L+ｙL+＋ｗR+/R-ｙR-
−λRｖR+＋ｆ1（ωMR）＋ｆ2（ωMR）Ｋ（φHR），
τ1R-・ｄｕR-／ｄｔ＝−ｕR-＋ｗR-/L-ｙL-＋ｗR-/R+ｙR+
−λRｖR-＋ｆ1（ωMR）＋ｆ2（ωMR）Ｋ（φHR），
τ2i・ｄｖi／ｄｔ＝−ｖi＋ｙi，
ｙi＝ｍａｘ（０，ｕi）  ‥（３）
【００８１】
ここで、τ1iは状態変数ｕiの変化特性を規定する時定数であり、左右各成分について次式（３．１）によって表されるように、新たな固有角速度ωMへの依存性を有する。
【００８２】
τ1i≡ｔ（ωML）／ωML−γL（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−），または
ｔ（ωMR）／ωMR−γR（ｉ＝Ｒ＋，Ｒ−）  ‥（３．１）
【００８３】
ｔ（ω）はω依存性を有する係数である。γ＝（γL，γR）は定数である。
【００８４】
また、τ2iは自己抑制因子ｖiの変化特性を規定する時定数である。また、ｗi/j（＜０）は複数の第２要素（神経要素）ｉおよびｊの相関関係を第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係に反映させるための第２相関係数（定数）である。第２相関係数ｗi/jは第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）、第２運動振動子（股関節角度）φHのスケール（振幅）およびリズム（角速度または周波数）のうち一部または全部に基づいて設定されうる。「λL」および「λR」は慣れ係数である。Ｋは股関節角度φHに応じたフィードバック係数である。
【００８５】
「ｆ1」および「ｆ2」はそれぞれ次式（３．２）および（３．３）により定義される関数である。
【００８６】
ｆ1（ω）≡ｃ・ω（ｃ＞０）  ‥（３．２）
ｆ2（ω）≡ｃ0＋ｃ1ω＋ｃ2ω2  ‥（３．３）
【００８７】
固有角速度ωMの関数であるｆ1（ωM）およびｆ2（ωM）の係数ｃ，ｃ0，ｃ1，ｃ2は、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）ならびに第２運動振動子（股関節角度）φHのスケールおよびリズムのうち一部または全部に応じた係数として設定されうる。
【００８８】
次に、補助振動子生成ユニット１５０が、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙiに基づき、補助振動子ｚを生成する（図２／ｓ１５０）。具体的には、次式（４）にしたがって補助振動子ｚが生成される。
【００８９】
ｚL＝  ｐ+ｙL+−ｐ-ｙL-，
ｚR＝−ｐ+ｙR+＋ｐ-ｙR-  ‥（４）
【００９０】
ここで、ｐ+およびｐ-は活性化係数を表している。
【００９１】
そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された補助振動子ｚに応じた電流Ｉ＝（ＩL，ＩR）がバッテリ２０８から左右のアクチュエータ２１０にそれぞれ供給され、アクチュエータ２１０の動力に応じた力Ｆ＝（ＦL，ＦR）がユーザの大腿部に作用する。
【００９２】
以後、前記処理（図２／ｓ１１１，ｓ１１２，・・，ｓ１５０）が繰り返されることで、ユーザは歩行補助装置２００によって股関節回りのトルクが付与されながら歩行する。
【００９３】
前記機能を発揮する本発明の歩行補助装置２００およびその制御システムによれば、まず、ユーザの腕（一の身体部分）の動きに応じて時間変化するパラメータとしての第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔが第１モデルに入力振動信号として入力されることにより、第１モデルの出力振動信号としての第１振動子ｘが生成される（図２／ｓ１２０）。「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第１モデルにしたがって生成された第１振動子ｘは、ファン・デル・ポル方程式（式（１）参照）の特徴である「相互引き込み」の効果によりユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔのリズムと調和しながら、固有角速度ωMに基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって振動する。一方、第１振動子ｘは、ユーザの運動リズムと歩行補助装置２００による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔと不適当な位相差を有している可能性がある。したがって、第１振動子ｘから直接的に補助振動子ｚが生成された場合、この補助振動子ｚによって補助されたユーザの歩行リズムが目標運動リズムから乖離してしまうおそれがある。
【００９４】
そこで、新たな固有角速度ωMが、ユーザの第１運動振動子ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差である第１位相差θHMに応じて設定される（図２／ｓ１３０）。これにより、新たな固有角速度ωMは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔにより特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度ωMが反映された形での新たな第１振動子ｘの生成（図２／ｓ１２０）が繰り返されることにより、第１運動振動子ｄφS／ｄｔのリズムと第１振動子ｘのリズムとの調和を図りながら第１位相差θHMの目標位相差θdからの偏差を徐々に減少させることができる。
【００９５】
続いて、ユーザの脚（他の身体部分）の動きに応じて時間変化するパラメータとしての第２運動振動子（股関節角度）φHが第２モデルに入力振動信号として入力されることにより、第２モデルの出力振動信号としての第２振動子ｙが生成される（図２／ｓ１４０）。「第２モデル」は入力振動信号に応じて、固有角速度ωMひいては出力振動信号の時定数τ1i（ωML）に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第２モデルにしたがって生成された第２振動子ｙは当該新たな固有角速度ωMに基づいて定まる角速度で振動する。そして、この第２振動子ｙに基づいて補助振動子ｚが生成され、この補助振動子ｚに応じた力Ｆがユーザの身体に作用させられる（図２／ｓ１５０）。
【００９６】
前記のように、異なる身体部分、すなわち、上肢（腕（特に上腕部））および下肢（脚（特に大腿部））のそれぞれの運動リズムが反映された形で補助振動子ｚが生成される。これにより、ユーザの第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子（股関節角度）φHのそれぞれに応じた上肢および下肢の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助されうる。ユーザの上肢および下肢のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、歩行補助装置２００による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、かつ、ユーザの運動リズムも歩行補助装置２００による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。
【００９７】
以上のように、本発明の歩行補助装置２００によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうる。
【００９８】
また、上肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、下肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、下肢の動き（大腿部の前後運動）が、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）によって支配されつつも、上肢の動きが下肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【００９９】
さらに、下肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、上肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）が、下肢の動き（大腿部の前後運動）によって支配されつつも、下肢の動きが上肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【０１００】
また、ユーザの実際の運動に関係する複数の第１要素の定性的関係を、第１モデルにしたがって生成される複数の出力振動信号の相関関係を表す第１相関係数ｇに反映させることができる（式（１）参照）。また、複数の第１要素の相関関係（第１相関係数ｇ）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて調節されうる。以上により、第１運動振動子ｄφS／ｄｔや第２運動振動子φHのリズム等に反映されている複数の第１要素の相関関係に鑑みて適当な第１振動子ｘが生成されうる（図２／ｓ１２０）。たとえば、複数の第１要素として左右の上肢が想定された場合、左右の上肢が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子ｘが生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【０１０１】
さらに、ユーザの実際の運動に関係する複数の第２要素の相関関係を、第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係を表す第２相関係数ｗi/jに反映させることができる（式（３）参照）。また、これら複数の第２要素の相関関係（第２相関係数ｗi/j）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて調節されうる。以上により、第１運動振動子ｄφS／ｄｔおよび第２運動振動子φHのそれぞれのリズム等に反映されている複数の第２要素の相関関係に鑑みて適当な第２振動子ｙが生成されうる（図２／ｓ１４０）。たとえば、複数の第２要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配する複数のニューロンの定性的関係等が反映された形で第２振動子ｙが生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。
【０１０２】
本発明の歩行補助装置２００の前記作用効果に関する実験結果について、図５および図６を用いて説明する。この実験は、正常な左右の上肢の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔが反映された形で、異常が生じて運動機能が低下している左右の下肢の動きが補助されている状態で行われた。
【０１０３】
図５は、第２運動振動子（股関節角度）φHと、補助振動子ｚとの位相差の時間変化の様子を示す。当該位相差が、目標位相差θ0にほぼ一致している。これは、歩行補助装置２００による歩行運動補助リズムが、ユーザの下肢（大腿部）の運動リズムとの当該目標位相差θ0に応じた調和という観点から適切なリズムに設定されていることを意味している。
【０１０４】
図６は、第２運動振動子φHと、補助振動子ｚとのそれぞれの周期を示している。両振動子の周期が、ともに第１運動振動子ｄφS／ｄｔの周期に応じた目標周期Ｔ0にほぼ一致している。これは、第１運動振動子ｄφS／ｄｔに反映される上肢の運動リズムと、第２運動振動子φHに反映される下肢の運動リズムと、歩行補助装置２００による補助リズムとの総合的な調和という観点から適切なリズムで、ユーザの下肢（特に大腿部）の動きが補助されていることを意味している。
【０１０５】
なお、前記実施形態では、第１運動振動子として肩関節角速度ｄφS／ｄｔが測定され（図２／ｓ１１１）、かつ、第２運動振動子として股関節角度φHが測定された（図２／ｓ１１２）。これとは別の実施形態として、第１運動振動子として肩関節角度や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節等の角度や角速度、ユーザの着地音、呼吸音、断続的な発声音等、ユーザの身体部分の運動リズムが反映されたリズムで変動する種々の振動子が測定され、第２運動振動子として、第１運動振動子に係る身体部分とは異なる身体部分の関節角度や角速度、着地音が測定されてもよい。
【０１０６】
前記実施形態では歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分（下肢）の動きに応じた第２運動振動子（股関節角度）φHのリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分（上肢）の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔのリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成された。これとは別の実施形態として、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成されてもよい。
【０１０７】
当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズムまたは角速度）と、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズムまたは角速度）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。
【０１０８】
これにより、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているため、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【０１０９】
また、たとえば、正常であるものの歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。
【０１１０】
前記実施形態では、ユーザの左右の大腿部に作用する力（股関節回りのトルク）Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの歩行運動を補助したが、他の実施形態として、膝関節、足関節、肩関節、肘関節、手根関節等、種々の関節回りのトルク等、ユーザのさまざまな身体部分に作用する力Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの運動を補助してもよい。トルクＦが作用する関節の組合せは、ユーザに応じてさまざまに変更されてもよい。
【０１１１】
測定対象となる第１および第２運動振動子の種類が多くなるほどファン・デル・ポル方程式等の第１振動子ｘの生成に応じた非線形微分方程式（式（１））や、第２振動子ｙｉの生成に応じた非線形微分方程式（式（３））における相関項は多くなるが、当該相関係数の調節によってユーザの身体の様々な部分の動きに鑑みた一層緻密な運動の補助が実現される。
【０１１２】
前記実施形態では、ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての右肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφSR／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ωMRに基づき、ユーザの右脚体への作用力ＦRを決定する補助振動子ｚRの基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙR+およびｙR-のそれぞれの時定数τR+およびτR-、ならびに当該時定数τR+およびτR-のそれぞれに基づく角速度が定まり、かつ、ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての左肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφSL／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ωMLに基づき、ユーザの左脚体への作用力ＦLを決定する補助振動子ｚLの基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙL+およびｙL-のそれぞれの時定数τL+およびτL-、ならびに当該時定数τL+およびτL-のそれぞれに基づく角速度が定まる第２モデルにしたがって第２振動子ｙが生成された（式（３）（３．１）（３．２）参照）。これとは別の実施形態として、ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての右肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφSR／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ωMRに基づき、ユーザの左脚体への作用力ＦLを決定する補助振動子ｚLの基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙL+およびｙL-のそれぞれの時定数τL+およびτL-、ならびに当該時定数τL+およびτL-のそれぞれに基づく角速度が定まり、かつ、ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての左肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφSL／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ωMLに基づき、ユーザの右脚体への作用力ＦRを決定する補助振動子ｚRの基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙR+およびｙR-のそれぞれの時定数τR+およびτR-、ならびに当該時定数τR+およびτR-のそれぞれに基づく角速度が定まる第２モデルにしたがって第２振動子ｙが生成されてもよい。
【０１１３】
歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、かつ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、かつ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。
【０１１４】
当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、この点に鑑みて、ユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助されうる。
【０１１５】
前記実施形態では式（４）にしたがって補助振動子ｚが生成されたが、他の実施形態としてユーザの運動リズムを目標リズムに近付けることに加えて、さらに運動スケールを目標運動スケールに近づけるために次のような手順にしたがって補助振動子ｚが生成されてもよい。
【０１１６】
すなわち、まず、次式（５）にしたがって第１補助振動子ｚ1が生成される。
【０１１７】
ｚ1L＝ｇ1+（ωML）ｇ+（φHL）ｙL+−ｇ1-（ωML）ｇ-（φHL）ｙL-，
ｚ1R＝ｇ1+（ωMR）ｇ+（φHR）ｙR+−ｇ1-（ωMR）ｇ-（φHR）ｙR-  ‥（５）
【０１１８】
ここで「ｇ1+」「ｇ1-」「ｇ+」および「ｇ-」は次式（５．１）〜（５．４）のそれぞれによって定義される関数である。
【０１１９】
ｇ1+（ω）≡Σkａk+ωk  （ａk+：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．１）
ｇ1-（ω）≡Σkａk-ωk  （ａk-：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．２）
ｇ+（φ）≡ｃ1+（φ−φ0+）＋ｃ2+（φ−φ0+）3  
（ｃ1+，ｃ2+：係数，φ0+：屈曲方向の股関節角度φHの目標値）‥（５．３）
ｇ-（φ）≡ｃ1-（φ−φ0-）＋ｃ2-（φ−φ0-）3  
（ｃ1-，ｃ2-：係数，φ0-：伸展方向の股関節角度φHの目標値）‥（５．４）
【０１２０】
第１補助振動子ｚ1は、第１係数ｇ1+およびｇ1-をそれぞれバネ係数（弾性係数）とする、図６に示されている２つの仮想的なバネＧ1+およびＧ1-による弾性力として把握される。すなわち、第１補助振動子ｚ1は、第１係数ｇ1+，ｇ1-を弾性係数（バネ係数）とし、かつ、股関節角度φHの値を目標値φ0+，φ0-に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。これにより、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体の弾性要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【０１２１】
一方の仮想的なバネＧ1+による弾性力は、そのバネ係数ｇ1+に応じて股関節角度φHをこの目標値φ0+に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち、股関節角度φHが目標値φ0+未満である場合、バネＧ1+による弾性力が股関節角度φHを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φHが目標値φ0+を超えた場合、バネＧ1+による弾性力が股関節角度φHを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。
【０１２２】
また、他方の仮想的なバネＧ1-による弾性力は、そのバネ係数ｇ1-に応じて股関節角度（ユーザの運動スケールを表すパラメータとしての第２運動振動子）φHをこの目標値φ0-に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち股関節角度φHが目標値φ0-を超えている場合、バネＧ1-による弾性力が、股関節角度φHを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φHが目標値φ0-を下回った場合、バネＧ1-による弾性力が、股関節角度φHを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。
【０１２３】
また、次式（６）にしたがって第２補助振動子ｚ2が生成される。
【０１２４】
ｚ2L＝−ｇ2+（ωML）（ｄφHL／ｄｔ）Ｈ+（φHL）ｙL+
＋ｇ2-（ωML）（ｄφHL／ｄｔ）Ｈ-（φHL）ｙL-，
ｚ2R＝−ｇ2+（ωMR）（ｄφHR／ｄｔ）Ｈ+（φHR）ｙR+
＋ｇ2-（ωMR）（ｄφHR／ｄｔ）Ｈ-（φHR）ｙR-‥（６）
【０１２５】
ここで「ｇ2+」「ｇ2-」「Ｈ+」および「Ｈ-」は次式（６．１）〜（６．４）のそれぞれによって定義される関数である。
【０１２６】
ｇ2+（ω）≡Σkｂk+ωk  （ｂk+：係数，ｋ＝０〜３）‥（６．１）
ｇ2-（ω）≡Σkｂk-ωk  （ｂk-：係数，ｋ＝０〜３）‥（６．２）
Ｈ+（φ）≡１（φ≦０），０（φ＞０）  ‥（６．３）
Ｈ-（φ）≡１（φ＞０），０（φ≦０）  ‥（６．４）
【０１２７】
第２補助振動子ｚ2は、第２係数ｇ2+およびｇ2-をそれぞれダンパ係数（減衰係数）とする、図４に示されている２つの仮想的なダンパＧ2+およびＧ2-によりユーザの左右の大腿部に作用する減衰力として把握される。すなわち、第２補助振動子ｚ2は、第２ポテンシャルに応じた第２係数ｇ2+，ｇ2-を減数係数（ダンパ係数）とし、かつ、股関節角速度（ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値）ｄφH／ｄｔに応じて、股関節角度φＨの絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。これにより、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体の減衰要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【０１２８】
一方の仮想的なダンパＧ2+による減衰力は、そのダンパ係数ｇ2+と、股関節角速度ｄφH／ｄｔとに応じて、前側（屈曲側）への股関節角度φHの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ2+による減衰力は大腿部の前方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。
【０１２９】
また、他方の仮想的なダンパＧ2-による弾性力は、そのダンパ係数ｇ2-と、股関節角速度ｄφH／ｄｔとに応じて、後側（伸展側）への股関節角度φHの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ2+による減衰力は大腿部の後方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。
【０１３０】
また、第２補助振動子ｚ2には、股関節角度φHの関数としての階段関数Ｈ+，Ｈ-が含まれている。したがって、２つの仮想的なダンパＧ2+およびＧ2-のそれぞれの減衰力が相殺される事態が回避される。
【０１３１】
そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された第１補助振動子ｚ1と、第２補助振動子ｚ2とが合成されることで補助振動子ｚ（＝ｚ1＋ｚ2）が生成される。
【０１３２】
当該他の実施形態の歩行補助装置２００によれば、次の理由により、ユーザの運動スケールが目標スケールに近づくように、ユーザの歩行運動等の運動が補助（補助）されうる。
【０１３３】
第１補助振動子ｚ1に含まれている第１係数ｇ1+，ｇ1-は、ユーザの股関節角度（第２運動振動子）φHをその目標値φ0+，φ0-に近付けるための仮想的なバネの弾性係数を表す。第１係数ｇ1+，ｇ1-は固有角速度ωM（＝仮想補助振動子θmの角速度ωm）に応じたものである（式（５．１）（５．２）参照）。固有角速度ωMは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。
【０１３４】
さらに、第２補助振動子ｚ2に含まれている第２係数ｇ2+，ｇ2-は、ユーザの股関節角度φHの絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパの減衰係数を表す。固有角速度ωMは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。
【０１３５】
したがって、固有角速度ωMに応じた第１係数ｇ1+（ωM），ｇ1-（ωM）が反映された形で第１補助振動子ｚ1が生成され、かつ、固有角速度ωMに応じた第２係数ｇ2+（ωM），ｇ2-（ωM）が反映された形で第２補助振動子ｚ２が生成されることで、ユーザの運動リズムと補助振動子ｚのリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図りながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が補助されうる。
【０１３６】
股関節角度φHの目標値φ0+およびφ0-は、歩行補助装置２００に設けられている設定ボタン（図示略）の操作を通じて、ユーザによって設定された目標とする「歩幅」に応じて、ユーザの股関節角度φHを含む脚体の姿勢の幾何学的条件にしたがって設定されてもよい。
【０１３７】
また、固有角速度ωMの関数である第１係数ｇ1+（ωＭ）およびｇ1-（ωM）のそれぞれに含まれる係数ａk+およびａk-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【０１３８】
さらに、固有角速度ωMの関数である第２係数ｇ2+（ωM）およびｇ2-（ωM）のそれぞれに含まれる係数ｂk+およびｂk-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。
【０１３９】
本発明の他の実施形態としての歩行補助装置２００の制御システムが、ユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方を測定する状態測定ユニットと、状態測定ユニットにより判定されたユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方に応じて、目標位相差θdを設定する目標位相差設定ユニットとをさらに備えていてもよい。ユーザの「運動状態」には、坂や階段を昇る上昇歩行状態、ほぼ平坦地を歩行する平地歩行状態、坂や階段を下る下降歩行状態、速く歩行するクイック歩行状態、遅く歩行するスロー歩行状態等が含まれうる。また、ユーザの「生理状態」には、疲労度が高い状態、疲労度が低い状態、心拍数や発汗量が多い状態や、心拍数が少ない状態等が含まれうる。
【０１４０】
当該構成の運動補助装置によれば、ユーザの肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差が、ユーザの「歩行状態」に応じた目標位相差θdに近づくように、このユーザの運動が補助されうる。これにより、ユーザの歩行状態の変動に応じて、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づける観点から適当なリズムでユーザの運動が補助（補助）される。
【０１４１】
ユーザの歩行状態（運動状態）は、たとえば次のような手順で測定される。
【０１４２】
すなわち、ユーザの歩行状態と、ｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとの対応関係がメモリから読み取られる。この上で、この対応関係と、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度φHを含むｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとに基づき、ユーザの「歩行状態」が測定される。歩行状態測定用の運動振動子として、ユーザの股関節角速度ｄφH／ｄｔ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測定されてもよい。
【図面の簡単な説明】
【０１４３】
【図１】本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図
【図２】本発明の運動補助装置およびその制御システムの機能例示図
【図３】第１位相差の設定方法に関する説明図
【図４】第１位相差の設定方法に関する説明図
【図５】本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図
【図６】本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図
【図７】補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図
【符号の説明】
【０１４４】
１００‥コンピュータ（制御システム）、１１０‥運動振動子測定ユニット、１２０‥第１振動子生成ユニット、１３０‥固有角速度設定ユニット、１４０‥第２振動子生成ユニット、１５０‥補助振動子生成ユニット、２００‥歩行補助装置（運動補助装置）、２１０‥アクチュエータ、２１１‥肩関節角度センサ、２１２‥股関節角度センサ