(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
制御システムを備えている歩行補助装置であって、該制御システムが、
前記歩行補助装置から付与される歩行補助振動子により歩行が補助されている歩行者の歩行動作に応じて時間変化するパラメータである第１および第２歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、
入力振動子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子を生成する第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該第１歩行振動子を該入力振動子として入力することにより、該出力振動子として該第１歩行振動子に対して第１位相差をもって時間変化する第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、
該第１位相差を最適位相差に近づけるように新たな該固有角速度を決定する決定手段と、
該第１振動子の生成時の該第１モデルにおける該固有角速度が該決定手段により決定された該新たな固有角速度に置換された該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該第１歩行振動子を該入力振動子として入力することにより、該出力振動子として該第１歩行振動子に対して該第１位相差よりも該最適位相差に近い位相差をもって時間変化する第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振動子と、該歩行振動子測定手段により測定された該第２歩行振動子とに基づき、前記歩行補助振動子を新たに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歩行補助装置。
【請求項２】
前記制御システムが、前記歩行振動子測定手段により測定される前記歩行者の歩行動作に応じて時間変化するパラメータである歩行振動子に基づいて前記歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
該歩行状態判定手段により判定された該歩行者の歩行状態に応じて前記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記載の歩行補助装置。
【請求項３】
前記制御システムが、前記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、
該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該歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、
該歩行状態判定手段により判定された該歩行者の歩行状態に応じて前記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記載の歩行補助装置。
【請求項４】
前記歩行状態判定手段が前記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、前記最適位相差決定手段が平地歩行状態では０、上昇歩行状態では負、下降歩行状態では正となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする請求項２または３記載の歩行補助装置。
【請求項５】
前記歩行状態判定手段が前記歩行者の歩行状態として歩行の緩急を判定し、前記最適位相差決定手段が歩行が急であれば負、歩行が緩やかであれば正となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする請求項２または３記載の歩行補助装置。
【請求項６】
前記制御システムが、前記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、
該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、
該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前記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記載の歩行補助装置。
【請求項７】
前記生理状態判定手段が前記歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、
前記最適位相差決定手段が該歩行者の疲労度が小さければ正、該歩行者の疲労度が大きければ負となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする請求項６記載の歩行補助装置。
【請求項８】
前記第１モデルが複数の前記入力振動子にそれぞれと相互に引き込み合うことで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子を生成する、該複数の出力振動子のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれている第１連立方程式により表現され、
歩行振動子測定手段が複数の第１歩行振動子を測定し、
前記第１振動子生成手段が該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第１歩行振動子を該複数の入力振動子として入力することによって、該複数の出力振動子として複数の前記第１振動子を生成し、
前記第２振動子生成手段が該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第１歩行振動子を該複数の入力振動子として入力することによって、該複数の出力振動子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記載の歩行補助装置。
【請求項９】
前記決定手段が前記第１位相差に基づき、内部モデルにおける２つの振動子の位相差である第２位相差を前記最適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決定し、
前記内部モデルが前記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、
前記決定手段が、該内部モデルにしたがい、前記第２位相差が前記第１位相差に近づくように該相関係数を決定する相関係数決定手段と、
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、該第２位相差が前記最適位相差に近づくように前記２つの振動子のうち他方の角速度を前記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１〜８のうちいずれか１つに記載の歩行補助装置。
【請求項１０】
前記歩行振動子測定手段が複数の前記第２歩行振動子を測定し、
前記歩行補助振動子生成手段が複数の入力振動子に応じて複数の出力振動子を生成する、当該複数の出力振動子のそれぞれに第２相関係数がかけられた項が含まれる第２連立方程式により表現される第２モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第２歩行振動子と、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子とを入力することによって該複数の出力振動子を生成し、該複数の出力振動子に基づいて前記歩行補助振動子を生成することを特徴とする請求項１記載の歩行補助装置。
【請求項１１】
前記歩行振動子測定手段が前記歩行者のｎ個の歩行振動子を測定し、
前記歩行状態判定手段が歩行者の歩行状態と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、
該歩行状態判定手段が該記憶手段により記憶されている該対応関係と、該歩行振動子測定手段により測定される前記歩行者の該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該歩行者の歩行状態を判定することを特徴とする請求項２記載の歩行補助装置。
【請求項１２】
前記第１および第２振動子生成手段のそれぞれが、前記歩行振動子測定手段により測定された前記第１歩行振動子を前記入力振動子として含む前記第１連立方程式としてのファン・デル・ポル連立方程式により表現される前記第１モデルにしたがって前記第１および第２振動子をそれぞれ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つに記載の歩行補助装置。
【請求項１３】
前記歩行振動子測定手段が前記第１歩行振動子として前記歩行者の脚体の関節角速度を測定し、かつ、前記第２歩行振動子として前記歩行者の脚体の関節角度を測定することを特徴とする請求項１〜１２のうちいずれか１つ記載の歩行補助装置。
【請求項１４】
前記歩行補助振動子生成手段が前記歩行補助振動子として、前記歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、または前記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１〜１３のうちいずれか１つ記載の歩行補助装置。
【請求項１５】
前記歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の前記ｎ個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、およ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１１記載の歩行補助装置。
【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。したがって、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】
すなわち、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。したがって、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うるシステムを有する歩行補助装置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第１発明の歩行補助装置の歩行補助装置は、制御システムを備えている歩行補助装置であって、該制御システムが、前記歩行補助装置から付与される歩行補助振動子により歩行が補助されている歩行者の歩行動作に応じて時間変化するパラメータである第１および第２歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、入力振動子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子を生成する第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該第１歩行振動子を該入力振動子として入力することにより、該出力振動子として該第１歩行振動子に対して第１位相差をもって時間変化する第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、該第１位相差を最適位相差に近づけるように新たな該固有角速度を決定する決定手段と、該第１振動子の生成時の該第１モデルにおける該固有角速度が該決定手段により決定された該新たな固有角速度に置換された該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該第１歩行振動子を該入力振動子として入力することにより、該出力振動子として該第１歩行振動子に対して該第１位相差よりも該最適位相差に近い位相差をもって時間変化する第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振動子と、該歩行振動子測定手段により測定された該第２歩行振動子とに基づき、前記歩行補助振動子を新たに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】
第１発明の歩行補助装置によれば、歩行者の歩行動作に応じて時間変化する、この歩行者の歩行リズムが反映されたパラメータとしての歩行振動子に対し、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「振動子」とは、あるリズム（角速度）で振動（時間変化）するパラメータを意味する。たとえば「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）「第１歩行振動子」が入力振動子として第１モデルに入力され、第１モデルの出力振動子として「第１振動子」生成される。「第１モデル」は入力振動子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子を生成するモデルである。これにより、第１振動子は「第１歩行振動子」との「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」が反映されたに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。したがって、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）第１位相差が最適位相差に近づくように新たな「固有角速度」が決定され、先の固有角速度がこの新たな固有角速度に置換された上で、「第１歩行振動子」が入力振動子として第１モデルに入力され、第１モデルの出力振動子として「第２振動子」生成される。これにより、「第２振動子」は第１歩行振動子と相互に引き込み合い、新たな固有角速度に基づいて定まる角速度で、かつ、第１位相差よりも「最適位相差」との偏差が小さい位相差をもって時間変化する。
【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」またはこれに近い位相差を有する。したがって、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振動子および第２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もった歩行補助リズムが実現されうるように歩行補助振動子が生成される。また、第１および第２歩行振動子およ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うる。
【００１７】
したがって、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、かつ、（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）を図りうる。したがって、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および歩行が助成される事態を回避しうる。
【００１９】
また、第２発明の歩行補助装置は、第１発明の歩行補助装置において、前記制御システムが、前記歩行振動子測定手段により測定される前記歩行者の歩行動作に応じて時間変化するパラメータである歩行振動子に基づいて前記歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、該歩行状態判定手段により判定された該歩行者の歩行状態に応じて前記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、第３発明の歩行補助装置は、第１発明の歩行補助装置において、前記制御システムが、前記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、該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該歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、該歩行状態判定手段により判定された該歩行者の歩行状態に応じて前記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】
第２および第３発明の歩行補助装置によれば、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、第４発明の歩行補助装置は、第２または第３発明の歩行補助装置において、前記歩行状態判定手段が前記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、前記最適位相差決定手段が平地歩行状態では０、上昇歩行状態では負、下降歩行状態では正となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする。
【００２３】
第４発明の歩行補助装置によれば、最適位相差が正（＋）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）また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うる。一方、最適位相差が負（−）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）また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うる。
【００２４】
したがって、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うる。なお、最適位相差は歩行状態に応じて０、正（＋）、負（−）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うる。
【００２５】
さらに、第５発明の歩行補助装置は、第２または第３発明の歩行補助装置において、前記歩行状態判定手段が前記歩行者の歩行状態として歩行の緩急を判定し、前記最適位相差決定手段が、歩行が急であれば負、歩行が緩やかであれば正となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする。
【００２６】
第５発明の歩行補助装置によれば、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うる。
【００２７】
また、第６発明の歩行補助装置は、第１発明の歩行補助装置において、前記制御システムが、前記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、該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、該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前記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】
第６発明の歩行補助装置によれば、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】
さらに、第７発明の歩行補助装置は、第６発明の歩行補助装置において、前記生理状態判定手段が前記歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、前記最適位相差決定手段が該歩行者の疲労度が小さければ正、該歩行者の疲労度が大きければ負となるように前記最適位相差を決定することを特徴とする。
【００３０】
第７発明の歩行補助装置によれば、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うる。
【００３１】
また、第８発明の歩行補助装置は、第１発明の歩行補助装置において、前記第１モデルが複数の前記入力振動子にそれぞれと相互に引き込み合うことで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子を生成する、該複数の出力振動子のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれている第１連立方程式により表現され、歩行振動子測定手段が複数の第１歩行振動子を測定し、前記第１振動子生成手段が該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第１歩行振動子を該複数の入力振動子として入力することによって、該複数の出力振動子として複数の前記第１振動子を生成し、前記第２振動子生成手段が該第１モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第１歩行振動子を該複数の入力振動子として入力することによって、該複数の出力振動子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。
【００３２】
第８発明の歩行補助装置によれば、第１モデルを表現する第１連立方程式に含まれる、複数の出力振動子にかけられている第１相関係数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および第２振動子を生成することができる。
【００３３】
第１相関係数には複数の物体間の相関関係が反映されうる。具体的には、当該複数の物体としてたと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関係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関係等が第１相関係数に反映された形で「第１振動子」および「第２振動子」ひいては「歩行補助振動子」が生成される。したがって、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相関関係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】
さらに、第９発明の歩行補助装置は、第１〜第８発明のうちいずれか１つの歩行補助装置において、前記決定手段が前記第１位相差に基づき、内部モデルにおける２つの振動子の位相差である第２位相差を前記最適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決定し、前記内部モデルが前記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、前記決定手段が、該内部モデルにしたがい、前記第２位相差が前記第１位相差に近づくように該相関係数を決定する相関係数決定手段と、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、該第２位相差が前記最適位相差に近づくように前記２つの振動子のうち他方の角速度を前記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。
【００３５】
第９発明の歩行補助装置によれば、仮想歩行リズムおよ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。
【００３６】
また、第１０発明の歩行補助装置は、第１発明の歩行補助装置において、前記歩行振動子測定手段が複数の前記第２歩行振動子を測定し、前記歩行補助振動子生成手段が複数の入力振動子に応じて複数の出力振動子を生成する、当該複数の出力振動子のそれぞれに第２相関係数がかけられた項が含まれる連立方程式により表現される第２モデルに、該歩行振動子測定手段により測定された該複数の第２歩行振動子と、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子とを入力することによって該複数の出力振動子を生成し、該複数の出力振動子に基づいて前記歩行補助振動子を生成することを特徴とする。
【００３７】
第１０発明の歩行補助装置によれば、複数の神経素子の相関強度が反映されうる第２相関係数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。
【００３８】
さらに、第１１発明の歩行補助装置は、第２発明の歩行補助装置において、前記歩行振動子測定手段が前記歩行者のｎ個の歩行振動子を測定し、前記歩行状態判定手段が任意の歩行者の歩行状態と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、該歩行状態判定手段が該記憶手段により記憶されている該対応関係と、該歩行振動子測定手段により測定される前記歩行者の該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該歩行者の歩行状態を判定することを特徴とする。
【００３９】
第１１発明の歩行補助装置によれば、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。
【００４０】
また、第１２発明の歩行補助装置は、第１〜第１１発明の歩行補助装置において、前記第１および第２振動子生成手段のそれぞれが、前記歩行振動子測定手段により測定された前記第１歩行振動子を前記入力振動子として含む前記第１連立方程式としてのファン・デル・ポル連立方程式により表現される前記第１モデルにしたがって前記第１および第２振動子をそれぞれ生成することを特徴とする。
【００４１】
第１２発明の歩行補助装置によれば、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および第２振動子との相互引き込みを調節することができる。
【００４２】
さらに、第１３発明の歩行補助装置は、第１〜第１２発明のうちいずれか１つの歩行補助装置において、前記歩行振動子測定手段が前記第１歩行振動子として前記歩行者の脚体の関節角速度を測定し、かつ、前記第２歩行振動子として前記歩行者の脚体の関節角度を測定することを特徴とする。
【００４３】
第１３発明の歩行補助装置によれば、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および角度（歩行振動子）に基づいて第１振動子、第２振動子および歩行補助振動子を生成することができる。
【００４４】
また、第１４発明の歩行補助装置は、第１〜第１３発明のうちいずれか１つの歩行補助装置において、前記歩行補助振動子生成手段が前記歩行補助振動子として、前記歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、または前記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。
【００４５】
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。
【００４６】
さらに、第１５発明の歩行補助装置は、第１１発明の歩行補助装置において、前記歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の前記ｎ個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、およ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。
【００４７】
第１５発明の歩行補助装置によれば、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。
【００４８】
【発明の実施の形態】
本発明の歩行補助装置の実施形態について図面を用いて説明する。図１は本発明の歩行補助装置の構成説明図であり、図２は本発明の歩行補助装置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は本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図であり、図１０は第２モデルの説明図である。
【００４９】
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（’）およびダブルダッシュ（”）はそれぞれ当該変数の時間による１回微分および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。
【００５０】
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、歩行者の腹部およ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および剛体部材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。
【００５１】
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。
【００５２】
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「第１歩行振動子」として股関節角速度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「第２歩行振動子」として股関節角度φHを測定する。
【００５３】
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（第１歩行振動子）φH’に基づき、第１モデルにしたがって第１振動子（後述）ｘを生成する。「第１モデル」は入力振動子と相互に引き込み合い、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子を生成する、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である。
【００５４】
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（第１歩行振動子）φH’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との第１位相差θHMを測定する。
【００５５】
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。
【００５６】
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」に応じて、最適位相差θdを決定する。
【００５７】
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。
【００５８】
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」にしたがって、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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
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。決定ユニット１６０は、第２角速度決定ユニット１６８により決定された角速度ωmを第１モデルにおける新たな固有角速度ωMとして決定する。
【００６２】
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（第１歩行振動子）φH’に基づき、第１振動子ｘの生成の差異の第１モデルにおける固有角速度ωMが、決定ユニット１６０により決定された新たな固有角速度ωMに置換された第１モデルにしたがって第２振動子（後述）ｙを生成する。
【００６３】
神経振動子生成ユニット１８０は第２振動子生成ユニット１７０により生成された第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（第２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）の振舞いを表す第２モデル（後述）にしたがい、各神経素子の出力として神経振動子ｚを生成する。
【００６４】
歩行補助振動子生成ユニット１９０は神経振動子生成ユニット１８０により生成された神経振動子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。
【００６５】
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および図３を用いて説明する。
【００６６】
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（第１歩行振動子）φHL’、φHR’が測定される（図２／ｓ１）。
【００６７】
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（第１連立方程式）より表現される「第１モデル」にしたがって第１振動子ｘL、ｘRが決定される（図２／ｓ２）。
【００６８】
ｘL”＝ξ（１−ｘL2）ｘL’−ωML2 ｘL＋ｇ（ｘL−ｘR）＋ｃ1φHL’  ‥（１ａ）
ｘR”＝ξ（１−ｘR2）ｘR’−ωMR2 ｘR＋ｇ（ｘR−ｘL）＋ｃ1φHR’  ‥（１ｂ）
【００６９】
ここでξは第１振動子ｘおよびその１回時間微分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関係を表す第１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。
【００７０】
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（第１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という性質がある（図３参照）。また、股関節角速度（第１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）。
【００７１】
続いて、位相差測定ユニット１３０により股関節角速度（第１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２／ｓ３）。具体的には、図３に示すようにφH’＝０かつφH”＞０となる時点（‥、ｔid、ｔid+1、‥）と、ｘ＝０かつｘ’＞０となる時点との時間差に応じて第１位相差θHM（＝θH−θM）が決定される。
【００７２】
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（図２／ｓ４）。
【００７３】
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。その上で、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。
【００７４】
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。
【００７５】
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２／ｓ５）。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−（たとえば０．５［ｒａｄ］以下）、下降歩行状態では＋（たとえば＋０．３［ｒａｄ］以上）となるように最適位相差θdが決定される。
【００７６】
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したがって、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。
【００７７】
θh’＝ωh＋ε・ｓｉｎ（θm−θh）‥（２ａ）
θm’＝ωm＋ε・ｓｉｎ（θh−θm）‥（２ｂ）
【００７８】
ここで、εは内部モデルにおける仮想歩行振動子θhおよび歩行補助振動子θmの相関関係を表す相関係数である。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。
【００７９】
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）にしたがって決定される。
【００８０】
θhm＝ｓｉｎ-1［（ωh−ωm）／２ε］  ‥（３）
【００８１】
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２／ｓ６．１）。
【００８２】
具体的には次式（４ａ）（４ｂ）にしたがって股関節角速度（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。
【００８３】
ε（ｔid+1）＝ε（ｔid）
−η｛Ｖ1（ｔid+1）−Ｖ1（ｔid）｝／｛ε（ｔid）−ε（ｔid-1）｝‥（４ａ）
Ｖ1（ｔid+1）≡（１／２）｛θHM（ｔid+1）−θhm（ｔid）｝2 ‥（４ｂ）
【００８４】
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。
【００８５】
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および第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）にしたがって決定される（図２／ｓ６．２）。
【００８６】
ωhL（ｔidL）＝−α∫ｄｔ（［４ε（ｔidL）2−｛ωhL（ｔ）−ωmL（ｔidL）｝2］1/2
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωhL（ｔ）−ωmL（ｔidL-1））／２ε（ｔidL）｝
−θHML（ｔidL）］）‥（５ａ）
ωhR（ｔidR）＝−α∫ｄｔ（［４ε（ｔidR）2−｛ωhR（ｔ）−ωmR（ｔidR）｝2］1/2
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωhR（ｔ）−ωmR（ｔidR-1））／２ε（ｔidR）｝
−θHMR（ｔidR）］）‥（５ｂ）
【００８７】
ここでαは系の安定性を表す係数である。
【００８８】
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）にしたがって決定される（図２／ｓ６．３）。決定ユニット１６０は第２角速度決定ユニット１６８により決定された角速度ωmを第１モデルにおける新たな固有角速度ωMとして決定する。
【００８９】
ωmL（ｔidL）＝  β∫ｄｔ（［４ε（ｔidL）2−｛ωhL（ｔidL）−ωmL（ｔ）｝2）
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωhL（ｔidL）−ωmL（ｔ））／２ε（ｔidL）｝−θd］）
‥（６ａ）
ωmR（ｔidR）＝  β∫ｄｔ（［４ε（ｔidR）2−｛ωhR（ｔidR）−ωmR（ｔ）｝2）
×ｓｉｎ［ｓｉｎ-1｛（ωhR（ｔidR）−ωmR（ｔ））／２ε（ｔidR）｝−θd］）
‥（６ｂ）
【００９０】
ここでβは系の安定性を表す係数である。
【００９１】
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１振動子ｘの生成時の第１モデルにおける固有角速度ωMが、固有角速度決定ユニット１６０により決定された新たな固有角速度ωML、ωMR（図２／矢印４−３参照）に置換された、次式（７ａ）（７ｂ）で表されるファン・デル・ポル方程式（第１連立方程式）により表現される前記第１モデルにしたがって第２振動子ｙL、ｙRが決定される（図２／ｓ７）。
【００９２】
ｙL”＝ξ（１−ｙL2）ｙL’−ωMLｙL＋ｇ（ｙL−ｙR）＋ｃ1φHL’  ‥（７ａ）
ｙR”＝ξ（１−ｙR2）ｙR’−ωMRｙR＋ｇ（ｙR−ｙL）＋ｃ1φHR’  ‥（７ｂ）
【００９３】
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、当該新たな固有角速度ωmL、ωmR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（図３参照）。
【００９４】
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（第２歩行振動子）φL、φR（図２／矢印１’参照）とに基づき「第２モデル」にしたがって神経振動子ｚが生成される（図２／ｓ８）。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２／ｓ１’）。
【００９５】
具体的には、左大腿部の屈曲方向（前方）および伸展方向（後方）への運動を支配する神経素子Ｌ＋、Ｌ−の出力としての神経振動子ｚL+、ｚL-、右大腿部の屈曲方向および伸展方向への運動を支配する神経素子Ｒ＋、Ｒ−の出力としての神経振動子ｚR+、ｚR-が次式（８ａ）〜（８ｆ）で表される連立微分方程式（第２連立方程式）にしたがって決定される。
【００９６】
τL+ｕL+’＝−ｕL+＋ｗL+/L-ｚL-＋ｗL+/R+ｚR+−λｖL+＋ｋ+φR−ｃｙR ‥（８ａ）
τL-ｕL-’＝−ｕL-＋ｗL-/L+ｚL+＋ｗL-/R-ｚR-−λｖL-−ｋ-φR＋ｃｙL ‥（８ｂ）
τR+ｕR+’＝−ｕR+＋ｗR+/L+ｚL+＋ｗR+/R-ｚR-−λｖR+＋ｋ+φL＋ｃｙL  ‥（８ｃ）
τR-ｕR-’＝−ｕR-＋ｗR-/L-ｚL-＋ｗR-/R+ｚR+−λｖR-＋ｋ-φR−ｃｙR  ‥（８ｄ）
σiｖi’＝−ｖi＋ｚi（ｉ＝Ｌ＋、Ｌ− 、Ｒ＋、Ｒ−）‥（８ｅ）
ｚi＝ｍａｘ（０，ｕi）‥（８ｆ）
【００９７】
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およびｊの相関関係を表す第２相関係数、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。
【００９８】
次にトルク生成ユニット１９２により、神経素子ｉの出力ｚi（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）にしたがって生成される（図２／ｓ９）。
【００９９】
ＴL＝  ｐ+ｚL+−ｐ-ｚL-  ‥（９ａ）
ＴR＝−ｐ+ｚR+＋ｐ-ｚR-  ‥（９ｂ）
【０１００】
ここで、ｐ+、ｐ-は活性化係数を表す。
【０１０１】
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（歩行補助振動子）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）。
【０１０２】
以後、前記処理（図２／ｓ１〜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。
【０１０３】
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（第１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。
【０１０４】
詳細にはまず、（１）股関節角速度（第１歩行振動子）φH’と相互に引き込み合い、固有角速度ωMに基づいて定まる角速度で時間変化する第１振動子ｘが生成される（図２／ｓ２参照）。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。
【０１０５】
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。したがって、第１振動子ｘに基づき、股関節角速度（第１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。
【０１０６】
そこで（２）「内部モデル」にしたがって仮想歩行補助振動子θmの角速度ωmが第１モデルにおける新たな固有角速度ωMとして決定される（図２ｓ／６．１〜ｓ６．３参照）。また、当該新たな固有角速度ωMが反映された形で股関節角速度（第１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に近い位相差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２／ｓ７参照）。
【０１０７】
第２振動子ｙの生成は、第１位相差θHMが最適位相差θdに近づくように第１モデルにおける先の固有角速度ωM（式（１ａ）（１ｂ）参照）が新たな固有角速度ωMに置換された上で、当該置換後の固有角速度ωMに基づいて定まる角速度で時間変化する第１振動子ｘが再生成されることに相当する（式（７ａ）（７ｂ）参照）。
【０１０８】
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またはこれに近い位相差を有する。したがって、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。
【０１０９】
そこで（３）第２振動子ｙおよび股関節角度（歩行振動子）φHに基づき「第２モデル」にしたがって神経素子ｉの出力としての神経振動子ｚiが生成され（図２／ｓ８参照）、その上で各出力ｚiに基づきトルク（歩行補助振動子）Ｔが生成される（図２／ｓ９参照）。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を実現しうるようにトルク（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うる。
【０１１０】
したがって、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、かつ、（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。
【０１１１】
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）を図りうる。したがって、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および歩行が助成される事態を回避しうる。
【０１１２】
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２／ｓ５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うる。
【０１１３】
さらに、最適位相差θdが正（＋）に決定されることで（図２／ｓ５参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＞０）また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うる（歩行者先導型の歩行）。一方、最適位相差θdが負（−）に決定されることで（図２／ｓ５参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（＜０）また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うる（歩行補助装置先導型の歩行）。
【０１１４】
したがって、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うる。なお、最適位相差θdは歩行状態に応じて０、正（＋）、負（−）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うる。
【０１１５】
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。
【０１１６】
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（第１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。
【０１１７】
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。
【０１１８】
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。
【０１１９】
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）を図りうる。したがって、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および歩行が助成される事態を回避しうると期待される。
【０１２０】
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。
【０１２１】
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、かつ、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。歩行対称性パラメータ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。
【０１２２】
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。
【０１２３】
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、左右の脚体の相関関係を表す第１相関係数ｇを含む項が式（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。すなわち、仮想的な左右の運動に対応する第１振動子ｘLおよび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およびｙRが相互に引き込み合うからである。したがって、片脚のみに（けが等による）負荷を抱えている場合でも、第１相関係数ｇの調節によって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。
【０１２４】
前記実施形態では股関節角度（第１歩行振動子）φHおよび角速度（第２歩行振動子）φH’が測定された上で股関節回りにトルク（歩行補助振動子）Ｔが付与されたが、他の実施形態として膝関節角度およ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、足関節角度およ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。
【０１２５】
また、前記実施形態では「歩行補助振動子」として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「歩行補助振動子」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。たと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および屈曲に関する複数対の神経素子の振舞いを表す第２モデルにしたがって、各関節回りの付与トルクが決定されてもよい。
【０１２６】
測定される第１および第２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および第２振動子ｘ、ｙの生成に係る非線形微分方程式（第１連立方程式）（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（第２連立方程式）（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。
【０１２７】
本実施形態では第１振動子ｘおよび第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（第１連立方程式）にしたがって生成されたが、他の実施形態として第１振動子ｘおよび第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したがって生成されてもよい。
【０１２８】
前記実施形態では「第１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。
【０１２９】
前記実施形態では「第２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「第２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。
【０１３０】
前記実施形態では「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２／ｓ８参照）、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または標識や、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。
【０１３１】
前記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（図２／ｓ４参照）、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。
【０１３２】
前記実施形態では「歩行状態」として「上昇歩行状態」、「平地歩行状態」および「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またはこれに加えて「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−（たとえば０．２［ｒａｄ］以下）、歩行が緩やかであれば＋（たとえば＋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。
【０１３３】
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うる。
【０１３４】
なお、最適位相差θdが正（＋）に決定される「下降歩行状態」で、かつ、最適位相差θdが負（−）に決定される「急な歩行」である場合、両者の整合を図りう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。
【０１３５】
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」に応じて左右の脚体（複数の物体）の相関関係を表す第１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。
【０１３６】
当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関関係に基づき、歩行補助リズムが適切に調節されうることに加え、当該定性的相関関係が歩行状態の変動に応じて変動するという事情を第１相関係数ｇに反映させることにより、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。
【０１３７】
さらに、本発明の歩行補助装置２００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」に応じて複数の神経素子ｉ、ｊ（図２参照）の相関関係を表す第２相関係数ｗi/j（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。
【０１３８】
当該実施形態によれば、複数の神経素子の相関強度を表す第２相関係数ｗi/jの調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節されうることに加え、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第２相関係数ｗi/jに反映させることにより、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。
【０１３９】
本発明の歩行補助装置２００の他の実施形態として、制御システム１００が歩行補助振動子測定ユニット１１０により測定される１１０、または他の状態量（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）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」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」に応じて、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。
【０１４０】
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。
【０１４１】
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−（たとえば０．５［ｒａｄ］以下）、下降生理状態では＋（たとえば＋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。
【０１４２】
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うる。なお、最適位相差は生理状態に応じて正（＋）または負（−）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うる。
【０１４３】
また、本発明の歩行補助装置２００の他の実施形態として、制御システム１００が、歩行補助振動子測定ユニット１１０により測定される「歩行補助振動子」に基づいて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」に応じて第１相関係数ｇ（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。
【０１４４】
さらに、本発明の歩行補助装置２００の他の実施形態として、制御システム１００が、歩行者の生理状態を表すパラメータ（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」に応じて第１相関係数ｇ（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。
【０１４５】
当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関関係に基づき、歩行補助リズムが適切に調節されうることに加え、当該定性的相関関係が生理状態の変動に応じて変動するという事情を第１相関係数ｇに反映させることによって、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。
【０１４６】
さらに、本発明の歩行補助装置２００の他の実施形態として、制御システム１００が歩行補助振動子測定ユニット１１０により測定される「歩行補助振動子」に基づいて歩行者の「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」に応じて第２相関係数ｗi/j（式（８ａ）〜（８ｄ）参照）を調節する「第２相関調節ユニット」とを備えていてもよい。
【０１４７】
さらに、本発明の歩行補助装置２００の他の実施形態として、制御システム１００が歩行者の生理状態を表すパラメータ（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」に基づき第２相関係数ｗi/j（式（８ａ）〜（８ｄ）参照）を調節する「第２相関調節ユニット」とを備えていてもよい。
【０１４８】
当該実施形態によれば、複数の神経素子の相関強度を表す第２相関係数ｗi/jの値の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節されうることに加え、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第２相関係数ｗi/jに反映させることにより、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。
【０１４９】
なお、本発明の歩行補助装置２００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。すなわち、まず決定ユニット１６０および第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１から矢印２への直接移行）、神経振動子ｚおよびトルクＴが決定される（図２／ｓ８、ｓ９参照）。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（第１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または近似するような最適位相差θdが決定される。その上で決定ユニット１６０および第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２／ｓ６．１〜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およびトルクＴが生成される（図２／ｓ８、ｓ９参照）。
【０１５０】
当該実施形態によれば、決定ユニット１６０および第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、この位相差と同一また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および第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。
【０１５１】
前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（またはこれに近似する位相差）である。したがって、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】
【０１５２】
【図１】本発明の歩行補助装置の構成説明図
【図２】本発明の歩行補助装置の機能説明図
【図３】２つの振動子の相関に関する説明図
【図４】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その１）
【図５】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その２）
【図６】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その３）
【図７】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その４）
【図８】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その５）
【図９】本発明の歩行補助装置による歩行補助機能の説明図（その６）
【図１０】第２モデルの説明図
【符号の説明】
【０１５３】
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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