(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
動物の運動を補助するシステムであって、
運動補助装置と電気刺激装置とを備え、
前記運動補助装置が前記動物に装着される装具と、該装具に連結されているアクチュエータと、該アクチュエータの出力の振幅および位相を制御する第１制御装置とを備え、該装具を介して該アクチュエータの周期的に変化する出力を該動物に与えることにより該動物の周期運動を補助し、
前記動物に取り付けられる電極と、前記電気刺激装置が前記第１制御装置からの出力信号またはセンサから出力された前記動物の運動状態を表わす信号に基づき、前記動物に与えられる電気刺激を調節する第２制御装置とを備え、該電極を通じて該電気刺激を該動物に与えることにより該動物に力を生じさせることを特徴とする運動補助システム。
【請求項２】
請求項１記載の運動補助システムにおいて、
前記第１制御装置が、前記動物の身体運動に応じて周期的に変化する第２運動振動子を測定する運動振動子測定要素と、
入力振動信号に基づき、第２固有角速度に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、前記運動振動子測定要素により測定された前記第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前記アクチュエータの出力の制御基礎となる第２振動子を生成する第２振動子生成要素とを備え、
前記第２制御装置が、前記第１制御装置の前記出力信号としての前記第２振動子生成要素の演算処理結果を表わす出力信号に基づき、前記動物に与えられる前記電気刺激を調節することを特徴とする運動補助システム。
【請求項３】
請求項２記載の運動補助システムにおいて、
前記運動振動子測定要素が前記動物の身体運動に応じて周期的に変化する第１運動振動子を測定し、
前記第１制御装置が、入力振動信号と相互に引き込み合うことで第１固有角速度に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定要素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振動子生成要素と、
該運動振動子測定要素により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成要素により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差に基づき、相互作用しながら第２位相差をもって周期的に変化する第１仮想振動子と第２仮想振動子とが表現されている仮想モデルにしたがって、該第２位相差が目標位相差に近づくように該第２仮想振動子の角速度を前記第２固有角速度として設定する固有角速度設定要素を備えていることを特徴とする運動補助システム。
【請求項４】
請求項２または３記載の運動補助システムにおいて、
前記第１制御装置が、前記動物の周期運動のスケールの大小を表わす運動変数の値を測定する運動変数測定要素を備え、
前記第２振動子生成要素が、前記運動変数測定要素による前記運動変数の測定値が目標値に近づくように前記第２モデルを補正することを特徴とする運動補助システム。
【請求項５】
請求項４記載の運動補助システムにおいて、
前記第２モデルが前記動物の挙動状態を表わす複数の状態変数の連立微分方程式により定義され、当該連立微分方程式には前記運動変数の前記目標値および係数の積が含まれ、前記第２振動子生成要素が当該連立方程式を解くことによって得られる前記状態変数の値に基づいて前記第２振動子を生成し、かつ、前記運動変数測定要素による前記運動変数の測定値が前記目標値に近づくように前記係数を補正することにより前記第２モデルを補正することを特徴とする運動補助システム。
【請求項６】
請求項２記載の運動補助システムにおいて、
前記第２モデルが前記動物の挙動状態を表わす複数の状態変数の連立微分方程式により定義され、当該連立微分方程式に含まれる項または係数の値を調節する調節装置とを備えていることを特徴とする運動補助システム。
【請求項７】
請求項６記載の運動補助システムにおいて、
前記第２モデルを定義する前記連立微分方程式に前記状態変数の変化パターンを表わす時定数が含まれ、前記調節装置により当該時定数の値が調節されることを特徴とする運動補助システム。
【請求項８】
請求項６または７記載の運動補助装置において、
前記第２モデルを定義する前記連立微分方程式に前記動物の運動スケールを表わす運動変数の目標値に係る係数が含まれ、前記調節装置により当該係数の値が調節されることを特徴とする運動補助システム。
【請求項９】
請求項１〜８のうちいずれか１つに記載の運動補助システムにおいて、前記第２制御装置が、前記動物の運動状態として該動物の姿勢を表す信号に基づき、前記動物に与えられる前記電気刺激を調節することを特徴とする運動補助システム。
【請求項１０】
請求項１〜９のうちいずれか１つに記載の運動補助システムにおいて、前記運動補助装置により前記動物の周期的な歩行運動が補助され、
前記動物の体重の一部を支える荷重軽減器具を備えていることを特徴とする運動補助システム。
【請求項１１】
請求項１〜１０のうちいずれか１つに記載の運動補助システムにおいて、
前記運動補助装置が前記装具として前記動物の第１身体部分および第２身体部分のそれぞれに装着される第１装具および第２装具を備え、該第１装具および該第２装具を介して前記アクチュエータの出力を該動物に与えることにより該第１身体部分および該第２身体部分の周期的な相対運動を伴う周期運動を補助することを特徴とする運動補助システム。
【請求項１２】
請求項１１記載の運動補助システムにおいて、
前記運動補助装置が前記装具として前記動物の第３身体部分に装着され、前記第２装具を介して前記アクチュエータに間接的に連結されている第３装具を備えていることを特徴とする運動補助システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、動物の運動を補助するシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＦＥＳ（Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）装置により神経障害のために下肢等の身体部分が麻痺している患者に対して電気刺激を与えることにより、この患者の運動機能の回復を図るための技術が提案されている。また、患者の安全な歩行のため、この患者の姿勢や動作に基づいてＦＥＳ装置または電気刺激装置による電気刺激のタイミングを制御する技術が提案されている（特許文献１参照）。
【０００３】
さらに、装具を介して人間の腰部および大腿部のそれぞれに力を作用させることにより、大腿部の動きを伴う人間の歩行運動を補助または誘導する装置が提案されている（特許文献２参照）。
【特許文献１】特開２００５−０７３９３５号公報
【特許文献２】特開２００７−０６１２１７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、電気刺激に対する人間の身体応答にはばらつきがあるため、この人間の運動を安定に補助することは困難である。また、人間の身体に力が与えられたとしても、この人間が本来的に発揮すべき力が不十分である場合、やはりこの人間の運動を安定に補助することは困難である。
【０００５】
そこで、本発明は、動物の運動、特に、神経障害等のために身体部分が麻痺している動物の運動を安定に補助しうるシステ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】
【０００６】
第１発明の運動補助システムは、動物の運動を補助するシステムであって、運動補助装置と電気刺激装置とを備え、前記運動補助装置が前記動物に装着される装具と、該装具に連結されているアクチュエータと、該アクチュエータの出力の振幅および位相を制御する第１制御装置とを備え、該装具を介して該アクチュエータの周期的に変化する出力を該動物に与えることにより該動物の周期運動を補助し、前記動物に取り付けられる電極と、前記電気刺激装置が前記第１制御装置からの出力信号またはセンサから出力された前記動物の運動状態を表わす信号に基づき、前記動物に与えられる電気刺激を調節する第２制御装置とを備え、該電極を通じて該電気刺激を該動物に与えることにより該動物に力を生じさせることを特徴とする。
【０００７】
第１発明の運動補助システムによれば、運動補助装置によりそのアクチュエータの周期的に変化する出力が装具を介して動物に与えられることによって、この動物の周期運動が補助される。第１制御装置の演算処理結果を表わす出力信号またはセンサの出力信号に基づき、この動物に与えられる電気刺激が調節される。第１制御装置の演算処理結果はその制御対象であるアクチュエータの出力およびこの出力により補助されている動物の周期運動状態の主要決定因子である。したがって、神経障害等のために身体機能が低下している場合でも、動物の周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングで（またはタイミングおよび強弱で）この動物に電気刺激が与えられうる。そして、運動補助装置により補助された状態でこの動物にその姿勢を安定に維持させながら周期運動を継続させることができる。このように、神経障害等のために身体部分が麻痺または身体機能が低下している動物の周期運動が安定に補助されうる。
【０００８】
第２発明の運動補助システムは、第１発明の運動補助システムにおいて、前記第１制御装置が、前記動物の身体運動に応じて周期的に変化する第２運動振動子を測定する運動振動子測定要素と、入力振動信号に基づき、第２固有角速度に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、前記運動振動子測定要素により測定された前記第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前記アクチュエータの出力の制御基礎となる第２振動子を生成する第２振動子生成要素とを備え、前記第２制御装置が、前記第１制御装置の前記出力信号としての前記第２振動子生成要素の演算処理結果を表わす出力信号に基づき、前記動物に与えられる前記電気刺激を調節することを特徴とする。
【０００９】
第２発明の運動補助システムによれば、第２振動子生成要素の演算処理結果を表わす出力信号に基づき、この動物に与えられる電気刺激が調節される。アクチュエータの出力の制御基礎である第２振動子を生成するための第２振動子生成要素の演算処理結果は動物の周期運動状態の主要決定因子である。したがって、神経障害等のために動物の身体機能が低下している場合でも、この動物の周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングおよび強弱で動物に電気刺激が与えられうる。そして、運動補助装置により補助された状態でこの動物にその姿勢を安定に維持しながら周期運動を継続させることができる。
【００１０】
第３発明の運動補助システムは、第２発明の運動補助システムにおいて、前記運動振動子測定要素が前記動物の身体運動に応じて周期的に変化する第１運動振動子を測定し、前記第１制御装置が、入力振動信号と相互に引き込み合うことで第１固有角速度に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定要素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振動子生成要素と、該運動振動子測定要素により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成要素により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差に基づき、相互作用しながら第２位相差をもって周期的に変化する第１仮想振動子と第２仮想振動子とが表現されている仮想モデルにしたがって、該第２位相差が目標位相差に近づくように該第２仮想振動子の角速度を前記第２固有角速度として設定する固有角速度設定要素を備えていることを特徴とする。
【００１１】
第３発明の運動補助システムによれば、動物の周期運動のリズムと調和したリズムで周期的に変化する第１振動子が生成され、当該２つのリズムのずれを表す第１位相差に基づいて第２振動子の周期変化パターンを定める第２固有角速度が設定される。これにより、動物の周期運動状態（振幅および位相により特定される）に鑑みて、運動補助装置によりこの動物に与えられる力の振幅および位相が適切に制御されうる。また、前記のように第２振動子生成要素の演算処理結果を表わす出力信号に基づき、この動物に与えられる電気刺激が調節される。これにより、神経障害等のために動物の身体機能が低下している場合でも、この動物の周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングおよび強弱で動物に電気刺激が与えられうる。そして、運動補助装置により補助された状態でこの動物にその姿勢を安定に維持しながら周期運動を継続させることができる。
【００１２】
第４発明の運動補助システムは、第２または第３発明の運動補助システムにおいて、前記第１制御装置が、前記動物の周期運動のスケールの大小を表わす運動変数の値を測定する運動変数測定要素を備え、前記第２振動子生成要素が、前記運動変数測定要素による前記運動変数の測定値が目標値に近づくように前記第２モデルを補正することを特徴とする。
【００１３】
第４発明の運動補助システムによれば、動物の周期運動の振幅（運動スケール）の関数である運動変数の値が目標値に近づくように第２モデルが補正される。そして、当該補正後の第２モデルにしたがって第２振動子が生成され、この第２振動子に基づいて動物に与えられる周期的な力が制御される。これにより、動物の周期運動のリズムの速さまたは遅さにかかわらず、この動物にその運動スケールを目標運動スケールに一致させるために適当な強さの力を与えながらその周期運動が補助されうる。
【００１４】
第５発明の運動補助システムは、第４発明の運動補助システムにおいて、前記第２モデルが前記動物の挙動状態を表わす複数の状態変数の連立微分方程式により定義され、当該連立微分方程式には前記運動変数の前記目標値および係数の積が含まれ、前記第２振動子生成要素が当該連立方程式を解くことによって得られる前記状態変数の値に基づいて前記第２振動子を生成し、かつ、前記運動変数測定要素による前記運動変数の測定値が前記目標値に近づくように前記係数を補正することにより前記第２モデルを補正することを特徴とする。
【００１５】
第５発明の運動補助システムによれば、第２モデルを定義する、動物の身体部分の挙動を表す複数の状態変数の連立微分方程式に、動物の周期運動の振幅の関数である運動変数の目標値および係数の積が含まれ、この係数が補正されることにより第２モデルが補正される。そして、当該補正後の第２モデルを定義する連立微分方程式の解である当該複数の状態変数の値に基づいて第２振動子が生成され、この第２振動子に基づいて動物に与えられる周期的な力が制御される。これにより、動物の周期運動のリズムの速さまたは遅さにかかわらず、この動物にその運動スケールを目標運動スケールに一致させるために適当な強さの力を与えながらその周期運動が補助されうる。
【００１６】
第６発明の運動補助システムは、第２発明の運動補助システムにおいて、前記第２モデルが前記動物の挙動状態を表わす複数の状態変数の連立微分方程式により定義され、当該連立微分方程式に含まれる項または係数の値を調節する調節装置とを備えていることを特徴とする。
【００１７】
第６発明の運動補助システムによれば、第２モデル以外のモデルは用いられないので、その分だけ第２振動子の生成に要する演算処理負荷が軽減されうる。また、調節装置を通じて、第２振動子の生成用の第２モデルを定義する状態変数の連立微分方程式に含まれる項または係数の値が調節される。そして、当該調節後の第２モデルにしたがって第２振動子が生成され、この第２振動子に基づいて動物に与えられる周期的な力が制御される。これにより、演算処理負荷の軽減を図りながら、動物の周期運動のスケールおよびリズムのそれぞれを目標運動スケールおよび目標運動リズムのそれぞれに一致させるような力がこの動物に与えられてその周期運動が補助されうる。
【００１８】
第７発明の運動補助システムは、第６発明の運動補助システムにおいて、前記第２モデルを定義する前記連立微分方程式に前記状態変数の変化パターンを表わす時定数が含まれ、前記調節装置により当該時定数の値が調節されることを特徴とする。
【００１９】
第７発明の運動補助システムによれば、調節装置を通じて動物の挙動状態を表わす状態変数の変化パターンを表す時定数が調節される。これにより、第２振動子の周期変化パターンおよびアクチュエータの出力の周期変化パターンが調節されうるので、当該出力により補助される動物の運動リズムを目標運動リズムに近づけるようにその周期運動が補助されうる。
【００２０】
第８発明の運動補助システムは、第６または第７発明の運動補助装置において、前記第２モデルを定義する前記連立微分方程式に前記動物の運動スケールを表わす運動変数の目標値に係る係数が含まれ、前記調節装置により当該係数の値が調節されることを特徴とする。
【００２１】
第８発明の運動補助システムによれば、第２モデルを定義する連立微分方程式に含まれる、動物の運動スケールを表わす運動変数の目標値に係る係数が調節装置を通じて調節される。これにより、基礎振動子の振幅およびアクチュエータの出力の振幅が調節されうるので、動物の運動スケールを目標運動スケールに近づけるようにその周期運動が補助されうる。
【００２２】
第９発明の運動補助システムは、第１〜第８発明のうちいずれか１つに記載の運動補助システムにおいて、前記第２制御装置が、前記動物の運動状態として該動物の姿勢を表す信号に基づき、前記動物に与えられる前記電気刺激を調節することを特徴とする。
【００２３】
第９発明の運動補助システムによれば、神経障害等のために動物の身体機能が低下している場合でも、この動物の周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングおよび強弱で動物に電気刺激が与えられうる。そして、運動補助装置により補助された状態でこの動物にその姿勢を安定に維持させながら周期運動を継続させることができる。
【００２４】
第１０発明の運動補助システムは、第１〜第９発明のうちいずれか１つの運動補助システムにおいて、前記運動補助装置により前記動物の周期的な歩行運動が補助され、前記動物の体重の一部を支える荷重軽減器具を備えていることを特徴とする。
【００２５】
第１０発明の運動補助システムによれば、荷重軽減器具により動物の体重の一部が支えられることにより、立った状態を維持するための動物の脚体の負担を軽減することができる。したがって、この荷重軽減装置が用いられることにより、動物の脚体に電気刺激が与えられたにもかかわらずこの脚体に生じる床を踏みしめる力が弱い場合でも、この動物にその脚体で立った状態を維持させながら周期的な歩行運動を継続させることができる。
【００２６】
第１１発明の運動補助システムは、第１〜第１０発明のうちいずれか１つの運動補助システムにおいて、前記運動補助装置が前記装具として前記動物の第１身体部分および第２身体部分のそれぞれに装着される第１装具および第２装具を備え、該第１装具および該第２装具を介して前記アクチュエータの出力を該動物に与えることにより該第１身体部分および該第２身体部分の周期的な相対運動を伴う周期運動を補助することを特徴とする。
【００２７】
第１１発明の運動補助システムによれば、運動補助装置のアクチュエータが動作することにより第１装具に対して第２装具が動かされることにより、第１身体部分に対する第２身体部分の周期的な動きが補助されうる。
【００２８】
第１２発明の運動補助システムは、第１１発明の運動補助システムにおいて、前記運動補助装置が前記装具として前記動物の第３身体部分に装着され、前記第２装具を介して前記アクチュエータに間接的に連結されている第３装具を備えていることを特徴とする。
【００２９】
第１２発明の運動補助システムによれば、運動補助装置のアクチュエータが動作することにより第１装具に対して第２装具が動かされ、第２装具の動きに追従して第３装具が動かされる。これにより、第１身体部分に対する第２身体部分の周期的な動きに加えて、第２身体部分の動きに追従するように第３身体部分の動きが補助されうる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３０】
本発明の運動補助システムの実施形態について図面を用いて説明する。以下、脚体等の左右を区別するために符号「Ｌ」および「Ｒ」を用いるが、左右を区別する必要がない場合や左右成分を有するベクトルを表現する場合には当該符号を省略する。また、脚体（具体的には大腿部）の屈曲運動（前方運動）および伸展運動（後方運動）を区別するために符号「＋」および「−」を用いる。
【００３１】
本発明の第１実施形態としての運動補助システムは、図１に示されている運動補助装置１０と電気刺激装置２０とにより構成されている。
【００３２】
図１に示されている本発明の第１実施形態における運動補助装置１０は人間Ｐの歩行運動を補助するための装置であり、人間Ｐの腰部（第１身体部分）、大腿部（第２身体部分）および足部（第３身体部分）のそれぞれに取り付けられる第１装具１１００、第２装具１２００および第３装具１３００を備えている。また、運動補助装置１０は股関節角度センサ１１と、アクチュエータ１５と、第１制御装置１００と、バッテリ１０００とを備えている。
【００３３】
第１装具１１００は第１サポータ１１１０と第１リンク部材１１２０とを備えている。第１サポータ１１１０は硬質樹脂等の剛性素材と繊維等の柔軟素材とが組み合わせられて構成され、腰部の後側に装着される。第１リンク部材１１２０は硬質樹脂により形成され、第１サポータ１１１０が腰部に取り付けられたときにこの腰部の左右に配置されるように第１サポータ１１１０に固定されている。第２装具１２００は第２サポータ１２１０と、第２リンク部材１２２と、リブ部材１２４０とを備えている。第２サポータ１２１０は第１サポータ１１１０と同様に剛性素材と柔軟素材とが組み合わせられて構成され、大腿部の前側および後側のそれぞれに装着される。第１リンク部材１１２０は硬質樹脂により大腿部の外側に沿って縦に伸びるように形成され、アクチュエータ１５の出力軸に連結されている。リブ部材１２４０は硬質樹脂により第１リンク部材１１２０から横方向に大腿部に沿って曲がりながら大腿部の前側および後側のそれぞれに伸びるように形成され、第２サポータ１２１０に連結されている。第３装具１３００は第３サポータ１３１０と、第３リンク部材１３２０とを備えている。第３サポータ１３１０は人間Ｐの足に装着されるスリッパ状または靴状に形成されている。第３リンク部材１３２０は硬質樹脂により下腿部の外側に沿って縦に伸びるように形成され、上端部において第１リンク部材１１２０の下端部に可動に連結され、その下端部において第３サポータ１３１０に可動に連結または固定されている。なお、第３装具１３００は省略されてもよい。
【００３４】
股関節角度センサ１１は人間Ｐの腰部の横に配置されるロータリエンコーダにより構成され、股関節角度に応じた信号を出力する。アクチュエータ１５はモータにより構成され、減速機およびコンプライアンス機構のうち一方または両方を適宜備えている。バッテリ１０００は第１装具１１００に収納されており（たとえば、第１サポータ１１１０を構成する複数枚の布素材の間に固定されており）、アクチュエータ１５および第１制御装置１００等に対して電力を供給する。なお、第１制御装置１００およびバッテリ１０００のそれぞれは第２装具１２００や第３装具１３００に取り付けられまたは収納されていてもよいし、運動補助装置１０とは別個に設置されてもよい。
【００３５】
第１制御装置１００は第１装具１１００に収納されたコンピュータと、このコンピュータのメモリまたは記憶装置に格納されているソフトウェアとにより構成されている。第１制御装置１００はバッテリ１０００からアクチュエータ１５への供給電力を調節することによりアクチュエータ１５の動作または出力トルクＴを制御する。図２に示されている本発明の第１実施形態における第１制御装置１００は、運動変数測定要素１０２と、運動振動子測定要素１１０と、第１振動子生成要素１２０と、固有角速度設定要素１３０と、第２振動子生成要素１４０と、補助振動子生成要素１５０とを備えている。各要素はそれぞれ別個の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。
【００３６】
運動変数測定要素１０２は人間Ｐの周期運動のスケールを表す運動変数ζの値を測定する。運動振動子測定要素１１０は股関節角度センサ１１の出力に基づき、各股関節の角速度および角度のそれぞれを第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2のそれぞれとして測定する。第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2は人間Ｐの周期運動に応じて周期的に変化し、その変化パターンは振幅および位相（または位相の１回時間微分である角速度）により定義される。振動子を測定するとは、この振動子の周期的な変化パターンを測定することを意味する。第１振動子生成要素１２０は、運動振動子測定要素１１０により測定された第１運動振動子φ1を入力振動信号として第１モデルに入力することにより、出力振動信号として第１振動子ξ1を生成する。振動子を生成するとは、この振動子の周期的な変化パターンを定義することを意味する。「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第１固有角速度ω1に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成するモデルである。
【００３７】
固有角速度設定要素１３０は、第１位相差設定要素１３１と、第２位相差設定要素１３２と、相関係数設定要素１３３と、第１角速度設定要素１３４と、第２角速度設定要素１３５とを備えている。固有角速度設定要素１３０は第１位相差δθ1に基づき、仮想モデルにしたがって第２位相差δθ2が目標位相差δθ0に近づくように第２固有角速度ω2を設定する。第１位相差δθ1は、運動振動子測定要素１１０により測定された第１運動振動子φ1と、第１振動子生成要素１２０により生成された第１振動子ξ1との位相差である。仮想モデルは、人間Ｐの周期運動、運動補助装置１０の周期動作および両者の位相差のそれぞれを、第１仮想振動子ψ1の周期変化、第２仮想振動子ψ2の周期変化および第１仮想振動子ψ1と第２仮想振動子ψ2との位相差である第２位相差δθ2のそれぞれとして表現するモデルである。
【００３８】
第２振動子生成要素１４０は、運動振動子測定要素１１０により測定された第２運動振動子φ2を入力振動信号として第２モデルに入力することにより、出力振動信号として第２振動子ξ2を生成する。「第２モデル」は入力振動信号に基づき、固有角速度設定要素１３０により設定された第２固有角速度ω2に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成するモデルである。
【００３９】
補助振動子生成要素１５０は、第２振動子生成要素１４０により生成された第２振動子ξ2に基づき、運動補助装置１０のアクチュエータ１５により大腿部に与えられるトルクの変化パターンを定める補助振動子ηを生成する。
【００４０】
図１に示されている第１実施形態における電気刺激装置２０は電極２２０と第２制御装置２００とを備えている。電極２２０は第２装具１２００が装着されている大腿部（第２身体部分）、具体的には大腿四頭筋の近傍に取り付けられる。なお、電極２２０は人間Ｐが神経麻痺等の原因により身体機能が低下している身体部分に力を生じさせうるさまざまな箇所に取り付けられてもよい。第２制御装置２００は第１制御装置１００による演算処理結果の一部に基づき、バッテリ１０００（またはこれとは別個のバッテリ）から電極２２０を介して人間Ｐに与えられる電気刺激のタイミングを調節する。
【００４１】
前記構成の本発明の第１実施形態における運動補助装置１０および電気刺激装置２０により構成される運動補助システムの機能について説明する。まず、第１制御装置１００による運動補助装置１０の動作の制御方法について説明する。
【００４２】
運動変数測定要素１０２が股関節角度センサ１１の出力信号に基づき、歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度を運動変数ζ＝｛ζi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝として測定する（図３／Ｓ００２）。なお、運動変数ζとして人間Ｐの歩幅が測定されてもよい。歩幅は、たとえば股関節角度センサ１１の出力信号から測定される人間Ｐの股関節角度と、メモリに格納されている人間Ｐの股関節角度と前後方向の足の位置との相関関係とに基づいて測定される。また、人間Ｐの歩行率（単位時間当たりの歩数）および歩行速度が測定され、この歩行率および歩行速度に基づいて人間Ｐの歩幅が測定されてもよい。歩行率は人間Ｐに取り付けられ、人間Ｐの上下方向の加速度に応じた信号を出力する加速度センサの出力信号に基づいて測定されうる。歩行速度はトレッドミル３０に設けられ、エンドレスベルト３２の速度に応じた信号を出力する速度センサの出力信号に基づいて測定されうる。また、運動変数ζとして歩行比（＝歩幅／歩行率）や、歩幅、または、歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度が少なくとも含まれる複数の変数を有する関数の値が測定されてもよい。
【００４３】
また、運動振動子測定要素１１０は股関節角度センサ１１の出力に基づき、人間Ｐの左右各股関節の角速度を第１運動振動子φ1＝（φ1L，φ1R）として測定する（図３／Ｓ０１１）。さらに、運動振動子測定要素１１０は股関節角度センサ１１の出力に基づき、人間Ｐの左右各股関節の角度を第２運動振動子φ2＝（φ2L，φ2R）として測定する（図３／Ｓ０１２）。
【００４４】
なお、第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2のそれぞれとして、人間Ｐの周期運動に応じて周期的に変化する任意の変数が適当なセンサを用いて測定されてもよい。たとえば、運動振動子として股関節、膝関節、足関節、肩関節、肘関節等の任意の関節の角度や角速度、大腿部、足平部、上腕部、手部、腰部の位置（人間Ｐの重心を基準とした前後方向の位置または上下方向の位置など）、速度や加速度の変化パターンが測定されてもよい。さらに、左右の脚体の着床するときに生じる音、呼吸音、意図的な発音等、歩行運動リズムと連関したリズムで変動する種々のパラメータの変化パターンが第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2のうち一方または両方として測定されてもよい。また、同一関節の角度および角速度等、同一の身体部分の周期的な運動状態を表わす変数が第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2のそれぞれとして測定されるほか、異なる関節のそれぞれの角速度等、異なる身体部分の周期的な運動状態を表わす変数が第１運動振動子φ1および第２運動振動子φ2のそれぞれとして測定されてもよい。
【００４５】
さらに、第１振動子生成要素１２０が、運動振動子測定要素１１０により測定された第１運動振動子φ1を入力振動信号として第１モデルに入力することにより、出力振動信号として第１振動子ξ1を生成する（図３／Ｓ０１１）。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り、前記のように入力振動信号と相互に引き込み合うことで第１固有角速度ω1＝（ω1L，ω1R）に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成するモデルである。第１モデルはたとえば式（１０）で表わされるファン・デル・ポル（ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｐｏｌ）方程式によって定義される。なお、第１振動子設定要素１２０は、固有角速度設定要素１３０により設定された最新の第２固有角速度ω2を最新の第１固有角速度ω1として採用することにより第１モデルを逐次更新し、以後の第１運動振動子φ1を入力振動信号として最新の第１モデルに入力することにより、出力振動信号として以後の第１振動子ξ1を生成してもよい。
【００４６】
【数１】
0004220567.tif 000002
【００４７】
“Ａ”は第１振動子ξ1およびその１回時間微分値（ｄξ1／ｄｔ）がξ1−（ｄξ1／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正の係数である。“ｇ”は人間Ｐの左右の脚体等、異なる身体部分の相関関係を、第１振動子ξ1の左右各成分の相関関係（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。“Ｋ1”は第１運動振動子φ1に応じたフィードバック係数である。
【００４８】
第１振動子ξ1＝（ξ1L，ξ1R）はルンゲ・クッタ法にしたがって算定または生成される。第１振動子ξ1の成分ξ1Lおよびξ1Rのそれぞれの角速度は、左右の脚体のそれぞれの運動を補助する仮定的なリズムを表わしている。また、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、実際の歩行運動リズムとほぼ同じ角速度またはリズムで変化する第１運動振動子φ1のリズムと調和しながらも第１固有角速度ω1に基づいて定まる自律的な角速度またはリズムをもって周期的に変化または振動するという性質がある。
【００４９】
なお、式（１０）で表現されたファン・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第１モデルが表現されてもよく、入力振動信号との相互引き込みを伴い、第１固有角速度ω1に基づいて定まる角速度で周期的に変化する出力振動信号が生成されるあらゆる方程式によって第１モデルが表現されてもよい。また、測定対象となる第１運動振動子φ1の数が増やされてもよい。第１モデルに入力される第１運動振動子φ1が多くなるほど、この第１モデルを定義するファン・デル・ポル方程式等の第１振動子ξ1の生成に応じた非線形微分方程式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人間Ｐ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。
【００５０】
人間Ｐの周期運動と運動補助装置１０の周期動作との位相差は、運動補助装置１０の動作に対する人間Ｐの運動態様を定めるものである。たとえば、この位相差が正である場合、人間Ｐは運動補助装置１０を先導するような形態で運動することができる。一方、この位相差が負である場合、人間Ｐは運動補助装置１０によって先導されるような形態で運動することができる。このため、第１振動子ξ1の第１運動振動子φ1に対する位相差（第１位相差）δθ1が目標位相差δθ0から乖離していると、人間Ｐの運動態様が不安定になりやすい。その結果、補助振動子ηに応じた角速度で周期的に変化するトルクＴによって腰部および大腿部の相対的運動が補助される人間Ｐの運動リズムが、目標運動リズムから乖離してしまう可能性が高い。
【００５１】
そこで、第１運動振動子φ1と第１振動子ξ1との相互調和性を維持しつつも、人間Ｐの運動リズムを目標運動リズムに一致させる観点から、固有角速度設定要素１３０により第２振動子ξ2の角速度を定める適当な第２固有角速度ω2が設定される。すなわち、歩行補助装置１０による補助リズムを人間Ｐの運動リズムに調和させながら、この人間Ｐの運動リズムを目標運動リズムに一致させるため、歩行補助装置１０の補助リズムと人間Ｐの運動リズムとの適切な位相差を実現する観点から、適当な第２固有角速度ω2が設定される。
【００５２】
具体的には、第１位相差設定要素１３１が第１運動振動子φ1と第１振動子ξ1との位相差を第１位相差δθ1として設定する（図３／Ｓ０３１）。たとえば、φ1＝０かつ（ｄφ1／ｄｔ）＞０となる時刻と、ξ1＝０かつ（ｄξ1／ｄｔ）＞０となる時刻との時間差に基づいて第１位相差δθ1が算定または設定される。
【００５３】
また、第２位相差設定要素１３２が、最近の３歩行周期にわたって第１位相差δθ1が一定であることまたは第１位相差δθ1の変動が許容範囲内に収まっていることを要件として第２位相差δθ2を設定する（図３／Ｓ０３２）。具体的には、式（２１）および（２２）により定義され仮想モデルにおいて定義される第１仮想振動子ψ1＝（ψ1L，ψ1R）と第２仮想振動子ψ2＝（ψ2L，ψ2R）との位相差を式（２３）にしたがって第２位相差δθ2として設定する。第１仮想振動子ψ1は仮想モデルにおいて第１運動振動子φ1を擬似的に表現する。第２仮想振動子ψ2は仮想モデルにおいて補助振動子ηを擬似的に表現する。
【００５４】
【数２】
0004220567.tif 000003
【００５５】
“ε＝（εL，εR）”の各成分は第１仮想振動子ψ1の各成分および第２仮想振動子ψ2の各成分の相関関係を表わす相関係数である。“ω1/＝（ω1/L，ω1/R）”は第１仮想振動子ψ1の各成分の角速度である。“ω2/＝（ω2/L，ω2/R）”は第２仮想振動子ψ2の各成分の角速度である。
【００５６】
続いて、相関係数設定要素１３３が、第１位相差設定要素１３１により設定された第１位相差δθ1と第２位相差設定要素１３２により設定された第２位相差δθ2との偏差が最小になるように相関係数εを設定する（図３／Ｓ０３３）。
【００５７】
具体的には式（２４）にしたがって、左右各成分について第１運動振動子φ1が０となる各時刻ｔkにおける相関係数ε（ｔi）が逐次設定される。
【００５８】
【数３】
0004220567.tif 000004
【００５９】
“Ｂ＝（ＢL，ＢR）”の各成分は、第１位相差δθ1の各成分と、第２位相差δθ2の左右各成分とを近づけるポテンシャルＶ1＝（Ｖ1Ｌ，Ｖ1Ｒ）の安定性を表す係数である。
【００６０】
次に、第１角速度設定要素１３４が、相関係数設定要素１３３により設定された相関係数εに基づき、第２仮想振動子ψ2の角速度ω2/が一定であるという条件下で、各成分について第１位相差δθ1および第２位相差δθ2の偏差が最小となるように第１仮想振動子ψ1の角速度を第１角速度ω1/として式（２５）にしたがって設定する（図３／Ｓ０３４）。
【００６１】
【数４】
0004220567.tif 000005
【００６２】
“α＝（αL，αR）”の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００６３】
相関係数εおよび角速度ω1/が設定されることにより、第１運動振動子φ1および第１振動子ξ1の相互調和性を、第１仮想振動子ψ1および第２仮想振動子ψ2に持たせるように仮想モデルが構築される。すなわち、人間Ｐの周期運動を表現する第１仮想振動子ψ1と、運動補助装置１０の周期動作を表現する第２仮想振動子ψ2とが第２位相差δθ2で相互に調和しながら周期変化するように仮想モデルが構築される。
【００６４】
続いて、第２角速度設定要素１３５が各成分について、第１角速度設定要素１３４により設定された第１角速度ω1/に基づき、第２仮想振動子ψ2の角速度を第２角速度ω2/として設定する（図３／Ｓ０３５）。左右各成分について第２位相差δθ2が目標位相差δθ0に近づくように、式（２６）にしたがって第２角速度ω2/＝（ω2/L，ω2/R）を設定する。そして、第２角速度ω2/が第２固有角速度ω2として設定される（図３／Ｓ０３６）。
【００６５】
【数５】
0004220567.tif 000006
【００６６】
“β＝（βL，βR）”の各成分は系の安定性を表す係数である。
【００６７】
これにより、第１仮想振動子ψ1により表現されている人間Ｐの周期運動と、第２仮想振動子ψ2により表現されている運動補助装置１０の周期動作とに第１運動振動子φ1および第１振動子ξ1が有する相互調和性を持たせながらも、両者の位相差を目標位相差δθ0に近づける観点から適切に第２角速度ω2/が設定される。
【００６８】
第２振動子生成要素１４０は式（２８）にしたがって第２モデルを表わす連立微分方程式に含まれる係数ｃを適宜補正することにより、この第２モデルを補正する（図３／Ｓ０３８）。“ｃ＝｛ｃi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝”は運動変数測定要素１０２により測定された運動変数ζが目標値ζ0に近づくようにまたは偏差が最小になるように調節される係数である。
【００６９】
【数６】
0004220567.tif 000007
【００７０】
“Ｃ＝（ＣL+，ＣL-，ＣR+，ＣR-）”の各成分は、運動変数ζの測定値の各成分と、その目標値ζ0の各成分とを近づけるポテンシャルＶ2＝（Ｖ2Ｌ+，Ｖ2L-，Ｖ2R+，Ｖ2R-）の安定性を表す係数である。“ζ0＝｛ζ0i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝”は歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度の目標値である。この目標値ζ0はメモリにあらかじめ格納されている人間Ｐの目標歩幅に基づき、同じくメモリに格納されている歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度および歩幅の相関関係にしたがって算出されうる。
【００７１】
また、第２振動子生成要素１４０が、運動振動子測定要素１１０により測定された第２運動振動子φ2を入力振動信号として第２モデルに入力することにより、出力振動信号として第２振動子ξ2＝（ξ2L+，ξ2L-，ξ2R+，ξ2R-）を生成する（図３／Ｓ０４０）。第２モデルは各脚体の屈曲方向（前方）への動きおよび伸展方向（後方）への動きを司る神経要素等、複数の第２要素の相関関係を表現するモデルであり、前記のように入力振動信号に基づき、固有角速度設定要素１３０により設定された第２固有角速度ω2に基づいて定まる角速度で変化する出力振動信号を生成するモデルである。
【００７２】
第２モデルはたとえば式（３０）により表現される連立微分方程式により定義される。この連立微分方程式には各大腿部の屈曲方向（前方）および伸展方向（後方）のそれぞれへの挙動状態（振幅および位相により特定される。）を表現する状態変数ｕ＝｛ｕi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝と、各挙動状態の順応性を表現するための自己抑制因子ｖ＝｛ｖi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝とが含まれている。また、この連立微分方程式には歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度の目標値ζ0および前記のように補正される係数ｃが含まれている。なお、測定対象となる第２運動振動子φ2の数が増やされてもよい。第２モデルに入力される第２運動振動子φ2が多くなるほど連立微分方程式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人間Ｐの身体の様々な部分の動作状態の相関関係に鑑みて人間Ｐの周期運動が適切に補助されうる。
【００７３】
【数７】
0004220567.tif 000008
【００７４】
“τ1i”は状態変数ｕiの変化特性を規定する時定数であり、ω依存性を有する係数ｔ（ω）と、定数γ＝（γL，γR）とを用いて式（３１）により表現されるが、第２固有角速度ω2に依存して変化する。
【００７５】
【数８】
0004220567.tif 000009
【００７６】
“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。“ｗi/j” は人間Ｐの左右各脚体の屈曲方向および伸展方向への動きを表わす状態変数ｕiおよびｕjの相関関係を第２振動子ξ2の各成分の相関関係（複数の第２要素の出力振動信号の相関関係）として表現するための負の第２相関係数である。“λL”および“λR”は慣れ係数である。“Ｋ2”は第２運動振動子φ2に応じたフィードバック係数である。
【００７７】
“ｆ1”は正の係数ｃを用いて式（３２）により定義される第２固有角速度ω2の１次関数である。“ｆ2”は係数ｃ0，ｃ1およびｃ2を用いて式（３３）により定義される第２固有角速度ω2の２次関数である。
【００７８】
【数９】
0004220567.tif 000010
【００７９】
第２振動子ξ2iは、状態変数ｕiの値が閾値ｕth未満である場合は０、状態変数ｕiの値が閾値ｕth以上である場合はこのｕiの値をとる。あるいは、第２振動子ξ2iは、シグモイド関数ｆｓによって定義されている（式（３０）参照）。これにより、左大腿部の前側への挙動を表わす状態変数ｕL+が大きくなると第２振動子ξ2の左／屈曲成分ξ2L+の振幅が左伸展側成分ξ2L-よりも大きくなる。また、右大腿部の前側への挙動を表わす状態変数ｕR+が大きくなると第２振動子ξ2の右／屈曲成分ξ2R+の振幅が右伸展側成分ξ2R-の振幅よりも大きくなる。さらに、左大腿部の後側への挙動を表わす状態変数ｕL-が大きくなると第２振動子ξ2の左伸展側成分ξ2L-の振幅が左／屈曲成分ξ2L+よりも大きくなる。また、右大腿部の後側への挙動を表わす状態変数ｕR-が大きくなると第２振動子ξ2の右伸展側成分ξ2R-の振幅が右／屈曲成分ξ2R+の振幅よりも大きくなる。脚体（大腿部）の前方または後方への動きは、たとえば、股関節角速度の極性によって識別される。脚体（大腿部）の前方または後方への動きは、たとえば、股関節角速度の極性によって識別される。
【００８０】
次に、補助振動子生成要素１５０が、第２振動子生成要素１４０により生成された第２振動子ξ2に基づき、補助振動子η＝（ηL，ηR）を設定する（図３／Ｓ０５０）。具体的には式（４０）にしたがって補助振動子ηが生成される。すなわち、補助振動子ηの左成分ηLは、第２振動子ξ2の左／屈曲成分ξ2L+および係数χL+の積と、左側伸展成分ξ2L-および係数−χL-の積との和として算定される。補助振動子ηの右成分ηRは、第２振動子ξ2の右／屈曲成分ξ2R+および係数χR+の積と、右側伸展成分ξ2R-および係数−χR-の積との和として算定される。
【００８１】
【数１０】
0004220567.tif 000011
【００８２】
そして、第１制御装置１００により補助振動子ηに基づいてバッテリ１０００から左右のアクチュエータ１５にそれぞれ供給される電流Ｉ＝（ＩL，ＩR）が調節される。電流Ｉは補助振動子ηに基づき、たとえばＩ（ｔ）＝Ｇ1・η（ｔ）（Ｇ1：比例係数）と表現される。これにより、第１装具１１００および第２装具１２００を介して運動補助装置１０から人間Ｐに与えられる、腰部（第１身体部分）に対して各大腿部（第２身体部分）を動かす力または股関節回りのトルクＴ＝（ＴL，ＴR）が調節される（図３／Ｓ０６０）。トルクＴは電流Ｉに基づき、たとえばＴ（ｔ）＝Ｇ2・Ｉ（ｔ）（Ｇ2：比例係数）と表現される。以降、前述の一連の処理が繰り返し実行される。なお、人間Ｐが歩行運動を開始した後、２〜３歩分の歩行運動を完了するまでの期間において、大腿部が腰部に対して適度に動かされるように運動補助装置１０の動作が前記制御方法とは無関係に制御されてもよい。
【００８３】
次に、本発明の第１実施形態における第２制御装置２００による電気刺激装置２０の制御方法について説明する。第２制御装置２００は、第２振動子生成要素１４０により第２振動子ξ2の生成過程において算出された状態変数ｕiの値を表わす出力信号を第１制御装置１００から逐次受信し、当該状態変数ｕiの値に基づき、バッテリ１０００から電極２２０を介して人間Ｐの脚体に与えられる電気刺激のタイミングを調節する。
【００８４】
各大腿部について、第２振動子生成要素１４０の演算処理結果により算定された状態変数ｕiの値が第１要件を満たしているか否かが判定される（図４／Ｓ２０２）。右大腿部についてはその運動状態を表わす状態変数ｕR+およびｕR-の偏差δｕR＝ｕR+−ｕR-が第１右閾値ｕ1R以上であり、かつ、当該偏差の１回時間微分値（ｄδｕR／ｄｔ）が正であることが第１要件とされている。左大腿部についてはその運動状態を表わす状態変数ｕL+およびｕL-の偏差δｕL＝ｕL+−ｕL-が第１左閾値ｕ1L以上であり、かつ、当該偏差の１回時間微分値（ｄδｕL／ｄｔ）が正であることが第１要件とされている。
【００８５】
状態変数ｕiの値が第１要件を満たしていると判定された場合（図４／Ｓ２０２‥ＹＥＳ）、当該大腿部に電気刺激が与えられる（図４／Ｓ２０４）。各大腿部に与えられる電気刺激の強さは当該偏差δｕRおよびδｕLのそれぞれに基づいて制御されてもよい。
【００８６】
続いて、各大腿部について、第２振動子生成要素１４０の演算処理結果により算定された状態変数ｕiの値が第２要件を満たしているか否かが判定される（図４／Ｓ２０６）。右大腿部についてはその運動状態を表わす状態変数ｕR+およびｕR-の偏差δｕRが第２右閾値ｕ2R以下であり、かつ、当該偏差の１回時間微分値（ｄδｕR／ｄｔ）が負であることが第２要件とされている。左大腿部についてはその運動状態を表わす状態変数ｕL+およびｕL-の偏差δｕL＝ｕL+−ｕL-が第２左閾値ｕ1L以下であり、かつ、当該偏差の１回時間微分値（ｄδｕL／ｄｔ）が負であることが第２要件とされている。
【００８７】
状態変数ｕiの値が第２要件を満たしていないと判定された場合（図４／Ｓ２０６‥ＮＯ）、当該大腿部に電気刺激が継続的に与えられる（図４／Ｓ２０４参照）。一方、状態変数ｕiの値が第２要件を満たしていると判定された場合（図４／Ｓ２０６‥ＹＥＳ）、当該大腿部に与えられている電気刺激が停止される（図４／Ｓ２０８）。以降、前述した一連の処理が繰り返される。
【００８８】
前記機能を発揮する本発明の第１実施形態としての運動補助システムによれば、アクチュエータ１５により図５（ａ）（ｂ）に示されているように第１装具１１００に対して第２装具１２００が動かされ、第２装具１２００の動きに追従して第３装具１３００が動かされる。これにより、腰部（第１身体部分）に対する大腿部（第２身体部分）の周期的な動きに加えて、大腿部の動きに追従するように下腿部（第３身体部分）の動きが補助される。これにより、人間Ｐの周期的な歩行運動のスケールおよびリズムのそれぞれが、目標運動スケールおよび目標運動リズムのそれぞれに一致するようにこの歩行運動が補助される。
【００８９】
具体的には、次の理由により、人間Ｐの運動リズムを目標運動リズムに一致させるように人間Ｐの運動が運動補助装置１０によって補助されうる。すなわち、前記のように第１仮想振動子ψ1により表現されている人間Ｐの周期運動と、第２仮想振動子ψ2により表現されている運動補助装置１０の周期動作とに第１運動振動子φ1および第１振動子ξ1が有する相互調和性を持たせながらも、両者の位相差を目標位相差δθ0に近づける観点から適切に第２固有角速度ω2が設定される（図３／Ｓ０３１〜Ｓ０３６参照）。このため、第２固有角速度ω2に基づいて定まる角速度で周期的に変化する第２振動子ξ2に基づいて制御される出力トルクＴは、第２固有角速度ω2に基づいて定まる角速度で周期的に変化する（図３／Ｓ０４０，Ｓ０５０，Ｓ０６０参照）。したがって、このトルクＴが人間Ｐに与えられることにより、人間Ｐの運動リズムと運動補助装置１０の動作リズムとを調和させ、人間Ｐの運動リズムを目標運動リズムに一致させるようにその周期的な歩行運動が補助される。
【００９０】
また、次の理由により、人間Ｐの運動スケールを目標運動スケールに一致させるように人間Ｐの運動が運動補助装置１によって補助されうる。すなわち、人間Ｐの周期的な歩行運動の運動スケールを表わす運動変数（歩行周期ごとの大腿部の屈曲運動の終了時点および大腿部の伸展運動の終了時点のそれぞれにおける左右の股関節角度）ζの値が目標値ζ0に近づくように第２モデルが補正される（図３／Ｓ０３８参照）。そして、当該補正後の第２モデルにしたがって第２振動子ξ2が生成され、この第２振動子ξ2に基づいて人間Ｐに与えられるトルクＴが制御される（図３／Ｓ０５０，Ｓ０６０参照）。これにより、人間Ｐの周期運動のリズムの速さまたは遅さにかかわらず、この人間Ｐにその運動スケール（歩幅、股関節角度の最大値など）を目標運動スケールに一致させるために適当な強さの力を与えながらその周期運動が補助されうる。
【００９１】
また、第１制御装置１００の演算処理結果を表わす出力信号に基づき、この人間Ｐに与えられる電気刺激が第２制御装置２００により調節される。第１制御装置１００の演算処理結果はその制御対象であるアクチュエータ１５の出力およびこの出力により補助されている人間Ｐの周期運動状態の主要決定因子である。したがって、神経障害等のために人間Ｐの身体機能が低下している場合でも、この人間Ｐの周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングおよび強弱で人間Ｐに電気刺激が与えられうる。
【００９２】
具体的には、右脚体の状態変数ｕiが第１要件（δｕR＝ｕR+−ｕR-≧ｕ1R，ｄδｕR／ｄｔ＞０）を満たしたと判定されたタイミングで右脚体に電気刺激が与えられる（図４／Ｓ２０２‥ＹＥＳ，Ｓ２０４参照）。右脚体の状態変数ｕiが第１要件を満たす場合、右脚体の前方への運動状態を表わす状態変数ｕR+が増加している状態であるため、補助振動子ηに対する第２振動子ξ2R+の寄与度が大きくなることで右大腿部が前方に動かされている蓋然性が高いと推定される（式（３０）（４０）（５０）参照）。すなわち、この場合、図６（ａ）に示されているように離床している右脚体が基本前額面の前方にあって着床直前であると推定される。したがって、人間Ｐの離床している右脚体が着床直前の状態にあり、着床後にその姿勢を維持するために右脚体に力が必要な状態であると推定されるとき、右脚体に電気刺激が与えられる。
【００９３】
また、右脚体の状態変数ｕiが第２要件（δｕR＝ｕR+−ｕR-≦ｕ2R，ｄδｕR／ｄ＜０）を満たしていないと判定されている間、右脚体に継続的に電気刺激が与えられる（図４／Ｓ２０６‥ＮＯ参照）。右脚体の状態変数ｕiが第２要件を満たしていない場合、右脚体の後方への運動状態を表わす状態変数ｕR-が増加しているものの補助振動子ηに対する第２振動子ξ2R-の寄与度がまだ小さく、着床した右大腿部が後方にわずかしか動かされていない蓋然性が高いと推定される。すなわち、この場合、図６（ｂ）（ｃ）に表わされているようにこの人間Ｐの右脚体が着床している状態にあると推定される。したがって、人間Ｐの離床している右脚体が着床しており、その立った姿勢を維持するために右脚体に力が必要な状態であると推定される期間にわたり、右脚体に継続的に電気刺激が与えられる。
【００９４】
そして、右脚体の状態変数ｕiが第２要件を満たしたと判定された場合、右脚体に与えられていた電気刺激が停止される（図４／Ｓ２０６‥ＹＥＳ，Ｓ２０８参照）。右脚体の状態変数ｕiが第２要件を満たす場合、右脚体の後方への運動状態を表わす状態変数ｕR-が増加して補助振動子ηに対する第２振動子ξ2R-の寄与度が大きくなり、着床した右大腿部が十分後方に動かされている蓋然性が高いと推定される。すなわち、この場合、図６（ｄ）（ｅ）に表わされているようにこの人間Ｐの右脚体が基本前額面より後方で離床しかかっているまたは離床していると推定される。したがって、人間Ｐの右脚体が離床しかかっており、この右脚体の力が弱まってもその姿勢が維持されうると推定される状態で右脚体に与えられていた電気刺激が停止される。
【００９５】
したがって、人間Ｐが神経障害等のために脚体等の身体部分を通常通りに動かせない場合でも、この人間Ｐにその運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングで電気刺激が与えられる。具体的には、脚体が着床するときまたはしているとき、この脚体に電気刺激が与えられることにより、人間Ｐがその体重を支えるために床を踏みしめる十分な力をこの脚体に生じさせることができる（図６（ａ）〜（ｅ）参照）。そして、運動補助装置１０により補助された状態でこの人間Ｐにその姿勢を安定に維持させながら周期的な歩行運動を継続させることができる。このように、神経障害等のために身体部分が麻痺または身体機能が低下している人間Ｐの周期運動が安定に補助されうる。
【００９６】
人間Ｐが運動補助装置１０により補助されながら歩行運動をしている状態で、第２モデルを定義する状態変数ｕiの値の偏差δｕLおよびδｕRと、左右の股関節角度と、電気刺激装置２０により人間Ｐに与えられる電気刺激のＯＮ／ＯＦＦとのそれぞれの測定結果を図７（ａ）〜（ｃ）にそれぞれ示す。図７（ａ）に示されているように周期的に変化する当該偏差と、図７（ｂ）に示されているように周期的に変化する股関節角度との間には周期がほぼ同一であり、かつ、位相差がほぼ一定であるという相関関係があることがわかる。また、当該偏差または当該股関節角度と、当該偏差に基づいて調節され、図７（ｃ）に示されているように周期的に変化する電気刺激のＯＮ／ＯＦＦとの間にも周期がほぼ同一であり、かつ、位相差がほぼ一定であるという相関関係があることがわかる。
【００９７】
電気刺激が人間Ｐにまったく与えられない場合と、電気刺激のＯＮ／ＯＦＦが図７（ｃ）に示されているように制御されながら人間Ｐに与えられる場合とにおける人間Ｐの吊り上げ力の測定結果を図８（ａ）（ｂ）にそれぞれ示す。たとえば、図１２に示されているリフタ５０のワイヤ５２の張力が人間Ｐの吊り上げ力として測定される。このとき、人間Ｐの両脚体が床につくようにリフタ５０によるワイヤ５２の巻取り量が調節されている。電気刺激が人間Ｐに与えられない場合、図８（ａ）に示されているようにこの人間Ｐの吊り上げ力は時間経過とともに６０［ｋｇｆ］付近で小さく変動した。その一方、電気刺激が人間Ｐに与えられる場合、図８（ｂ）に示されているようにこの人間Ｐの吊り上げ力は時間経過とともにおよそ４０〜６０［ｋｇｆ］の範囲で周期的に変化した。すなわち、電気刺激が人間Ｐに与えられない場合よりも電気刺激が人間Ｐに与えられる場合のほうがこの人間Ｐの吊り上げ力が小さくなっている。吊り上げ力が小さくなっていることは、人間Ｐの脚体が床反力を受けていることを表わしている。したがって、この実験結果から、本発明の運動補助システムによれば、床を踏みしめる力が適当なタイミングで脚体に生じるように電気刺激が与えられることがわかった。なお、この踏みしめ力が弱い場合には、人間Ｐの姿勢安定のため、後述するように歩行訓練に荷重軽減装置が用いられてもよい（図１２、図１３参照）。
【００９８】
本発明の第２実施形態としての運動補助システムは、図９に示されている運動補助装置１０と電気刺激装置２０とにより構成されている。
【００９９】
図９に示されている本発明の第２実施形態における運動補助装置１０は図１に示されている本発明の第１実施形態における運動補助装置１０とほぼ同じ構成なので、同一の構成には共通の符号を付するとともに説明を省略する。本発明の第２実施形態における運動補助装置１０は調節装置１４を備えている。調節装置１４は後述する時定数等の値を調節するための複数の調節ボタン１４２を備えている。なお、調節装置１４は人間Ｐまたはその歩行訓練を監督する者により操作しやすくなるように運動補助装置１０における配置が適宜変更されてもよい。
【０１００】
図１０に示されている本発明の第２実施形態における第１制御装置１００は、運動振動子測定要素１１０と、第２振動子生成要素１４０と、補助振動子生成要素１５０とを備えている。すなわち、本発明の第２実施形態における第１制御装置１００は、図２に示されている本発明の第１実施形態における第１制御装置１００から運動変数測定要素１０２と、第１運動振動子生成要素１２０と、固有角速度設定要素１３０とが省略された構成とされている。各要素はそれぞれ別個の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。
【０１０１】
運動振動子測定要素１１０は股関節角度センサ１１の出力に基づき、各股関節の角度を第２運動振動子φ2として測定する。第２実施形態においては第１運動振動子φ1は測定されない。第２振動子生成要素１４０は、運動振動子測定要素１１０により測定された第２運動振動子φ2を入力振動信号として第２モデルに入力することにより、出力振動信号として第２振動子ξ2を生成する。第２実施形態における第２モデルは連立微分方程式（３０）により定義される点で第１実施形態における第２モデルと一致する。一方、第２実施形態における第２モデルは調節装置１４の調節ボタン１４２の操作を通じて時定数τ1＝｛τ1i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝および人間Ｐの運動スケールを表わす運動変数ζの目標値ζ0＝｛ζ0i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝の係数ｃ＝｛ｃi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝が調節される点で、当該係数ｃが運動変数ζの測定値および目標値ζとの偏差に基づいて補正される第１実施形態における第２モデルと相違する（式（２８）、図３／Ｓ０３８参照）。また、第２実施形態における第２モデルに含まれる第２固有角速度ω2は時定数τ1iが調節されることにより間接的に調節される点で（式（３１）参照）、第２固有角速度ω2が仮想モデルにしたがって設定される第１実施形態における第２モデルと相違する。補助振動子生成要素１５０は、第１実施形態と同様に第２振動子生成要素１４０により生成された第２振動子ξ2に基づき、運動補助装置１０のアクチュエータ１５により大腿部に与えられるトルクの変化パターンを定める補助振動子ηを生成する。
【０１０２】
図９に示されている第２実施形態における電気刺激装置２０は、図１に示されている第１実施形態における電気刺激装置２０と同一の構成である。
【０１０３】
前記構成の本発明の第２実施形態における運動補助装置１０および電気刺激装置２０により構成される運動補助システムの機能について説明する。まず、第１制御装置１００による運動補助装置１０の動作の制御方法について説明する。
【０１０４】
運動振動子測定要素１１０が股関節角度センサ１１の出力に基づき、人間Ｐの左右の股関節角度を第２運動振動子φ2＝（φ2L，φ2R）として測定する（図１１／Ｓ１１０）。また、第２振動子生成要素１４０が、運動振動子測定要素１１０により測定された運動振動子φを入力振動信号として第２モデルに入力することにより出力振動信号として第２振動子ξ2＝｛ξ2i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝を生成する（図１１／Ｓ１２０）。前記のように調節装置１４の調節ボタン１４２の操作により、連立微分方程式（３０）のうち時定数τ1iおよび運動変数ζiの目標値ζ0iに係る係数ｃiの値が変更されうる。なお、調節装置１４を通じて時定数τ1iもしくは係数ｃiに加えてまたは代えて時定数τ2＝｛τ2i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝、相関係数ｗi/j等の値が調節されてもよい。
【０１０５】
その後、第１実施形態と同様に補助振動子生成要素１４０によって第２振動子ξ2に基づいて補助振動子η＝（ηL，ηR）が設定される（図１１／Ｓ１３０）。また、第１装具１１００および第２装具１２００を介して運動補助装置１０から人間Ｐに与えられるトルクＴ＝（ＴL，ＴR）が調節される（図１１／Ｓ１４０）。以降、前述の一連の処理が繰り返し実行される。なお、人間Ｐが歩行運動を開始した後、２〜３歩分の歩行運動を完了するまでの期間において、大腿部が腰部に対して適度に動かされるように運動補助装置１０の動作が前記制御方法とは無関係に制御されてもよい。
【０１０６】
第２実施形態における第２制御装置２００による電気刺激装置２０の制御方法は、第１実施形態における第２制御装置２００による電気刺激装置２０の制御方法と同じなので説明を省略する（図４参照）。
【０１０７】
前記機能を発揮する本発明の第２実施形態としての運動補助システムによれば、アクチュエータ１５により図５（ａ）（ｂ）に示されているように第１装具１１００に対して第２装具１２００が動かされ、第２装具１２００の動きに追従して第３装具１３００が動かされる。これにより、腰部（第１身体部分）に対する大腿部（第２身体部分）の周期的な動きに加えて、大腿部の動きに追従する下腿部（第３身体部分）の動きが補助される。これにより、人間Ｐの周期的な歩行運動のスケールおよびリズムのそれぞれが、目標運動スケールおよび目標運動リズムのそれぞれに一致するようにこの歩行運動が補助される。
【０１０８】
また、第２モデル以外のモデルは用いられないので、その分だけ第２振動子ξ2の生成に要する第１制御装置１００の演算処理負荷が軽減されうる。さらに、調節装置１４のボタン１４２の操作を通じて、第２モデルを定義する連立微分方程式に含まれる時定数τ1＝｛τ1i｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝および係数ｃ＝｛ｃi｜ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−｝のうち一部が調節される（式（３０）参照）。そして、当該調節後の第２モデルにしたがって第２振動子ξ2が生成され、第２振動子ξ2に基づいて人間Ｐに与えられる周期的に変化する出力トルクＴが制御される（図１１／Ｓ１３０，Ｓ１４０参照）。これにより、演算処理負荷の軽減を図りながら、人間Ｐの周期運動のスケールおよびリズムのそれぞれを目標運動スケールおよび目標運動リズムのそれぞれに一致させるような力がこの人間Ｐに与えられてその周期運動が補助される。また、状態変数ｕiの変化パターンを表す時定数τ1iが調節されることにより、第２振動子ξ2の変化パターン（角速度）およびアクチュエータ１５の出力トルクＴの変化パターンが調節される。このため、トルクＴにより補助される人間Ｐの運動リズムを目標運動リズムに近づけるようにその周期運動が補助される。さらに、運動変数ζの目標値ζ0に係る係数ｃiが調節されることにより、第２振動子ξ2の振幅およびアクチュエータ１５の出力トルクＴの振幅が調節されうる。このため、人間Ｐの運動スケールを目標運動スケールに近づけるようにその周期運動が補助されうる。
【０１０９】
また、第１実施形態と同様に第２実施形態においても電気刺激装置２０によって神経障害等のために身体部分が麻痺または身体機能が低下している人間Ｐの周期運動が安定に補助されうる（図６（ａ）〜（ｅ）、図８（ｂ）参照）。
【０１１０】
なお、前記実施形態では人間Ｐの運動が補助されているが、他の実施形態として猿、犬、馬、牛等、人間以外の動物の歩行運動等が補助されてもよい。
【０１１１】
前記実施形態では人間Ｐの歩行運動が補助されるように運動補助装置１０が構成されているが（図１参照）、他の実施形態として人間Ｐのさまざまな身体部分に装着されうるように第１装具１１００、第２装具１２００および第３装具１３００の形状や素材等が変更されることにより、歩行運動以外のさまざま周期運動が補助されるように運動補助装置１０が構成されてもよい。たとえば、上腕部に対する前腕部の周期的な動きが補助されてもよい。さらに、人間Ｐの大腿部に対する上腕部の周期的な動きが補助されてもよい。
【０１１２】
前記実施形態では第２制御装置２００により、第１制御装置１００の第２振動子生成要素１４０の演算処理結果を表わす出力信号に基づいて電気刺激装置２０から人間Ｐに与えられる電気刺激のタイミングが制御された。そのほか、第２制御装置２００により、第１制御装置１００の第１振動子生成要素１２０や固有角速度設定要素１３０の演算処理結果を表わす出力信号に基づいて電気刺激装置２０から人間Ｐに与えられる電気刺激のタイミングが制御されてもよい。また、股関節角度センサ１１の出力信号や、人間Ｐに取り付けられた加速度センサの、この人間Ｐの上下方向の加速度を表わす出力信号の変化パターンに基づき、第２制御装置２００により電気刺激装置２０から人間Ｐに与えられる電気刺激のタイミングが制御されてもよい。当該センサの出力信号の変化パターンに基づいて人間Ｐの各脚体の着床状態および離床状態の遷移パターンが推定されうるので、身体機能が低下している人間Ｐの周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングおよび強弱でこの人間Ｐに電気刺激が与えられうる。
【０１１３】
人間Ｐの歩行訓練に際して図１２に示されているように運動補助装置１０のみならず、トレッドミル３０およびリフタ（荷重軽減器具）５０が用いられてもよい。人間Ｐはトレッドミル３０のベース３１の左右両側に設けられている手摺（荷重軽減器具）３２に両手でつかまることでこの手摺３２によってその体重の一部が支えられながら、後方に動くエンドレスベルト３３の動きに逆らって前方に進むように歩行運動する。エンドレスベルト３３は複数のローラに掛け回されており、当該ローラの一部の回転速度が制御されることによりエンドレスベルと３３の速度が制御される。また、人間Ｐはリフタ５０により巻き取り量が調節されるワイヤ５２によりその体重の一部が支えられている。
【０１１４】
また、人間Ｐの歩行訓練に際して図１３に示されているような歩行器７０が用いられてもよい。人間Ｐは歩行器７０のベース７１の左右両側に設けられている手摺７２に両手でつかまることでこの手摺（荷重軽減器具）７２によりその体重の一部が支持されている。ベース７１は底に取り付けられている車輪の回転速度を制御しながら、人間Ｐの歩行運動に伴って移動することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１１５】
【図１】本発明の第１施形態としての運動補助システムの構成説明図
【図２】第１実施形態における運動補助装置の制御装置の構成説明図
【図３】第１実施形態における運動補助方法に関する説明図
【図４】電気刺激の調節方法に関する説明図
【図５】運動補助装置の動作に関する説明図
【図６】電気刺激のタイミングに関する説明図
【図７】（ａ）状態変数偏差の測定結果説明図（ｂ）股関節角度の測定結果説明図（ｃ）電気刺激のＯＮ／ＯＦＦの状態説明図
【図８】（ａ）電気刺激が与えられない場合の吊り上げ力の測定結果説明図  （ｂ）電気刺激が与えられた場合の吊り上げ力の測定結果説明図
【図９】本発明の第２実施形態としての運動補助システムの構成説明図
【図１０】第２実施形態における運動補助装置の制御装置の構成説明図
【図１１】第２実施形態における運動補助方法に関する説明図
【図１２】歩行訓練方法に関する説明図（その１）
【図１３】歩行訓練方法に関する説明図（その２）
【符号の説明】
【０１１６】
１０‥運動補助装置、２０‥電気刺激装置、１００‥第１制御装置、２００‥第２制御装置
【要約】
【課題】動物の運動、特に、神経障害等のために身体部分が麻痺している動物の運動を安定に補助しうるシステムを提供する。
【解決手段】本発明の運動補助システム１によれば、運動補助装置１０のアクチュエータ１５の出力により人間Ｐの歩行運動が補助される。また、アクチュエータ１５の出力を制御する第１制御装置１００による演算処理結果を表わす信号に基づき、電気刺激装置２０により動物に与えられる電気刺激のタイミングが調節される。これにより、身体機能が低下している場合でも、人間Ｐの周期運動状態に鑑みて適当な姿勢を維持させる観点から適切なタイミングで人間Ｐに電気刺激が与えられうる。そして、運動補助装置１０によって補助された状態で人間Ｐに歩行運動を継続させることができる。
【選択図】  図１【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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