歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する補助手段と、前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記脚の踵が前記歩行面から離れたことを検出する踵状態検出手段と、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段と、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後において、前記膝関節部の屈曲角度が、当該膝関節部の屈曲開始から予め設定された第1閾値角度に到達したタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御する制御手段と、を備えることを特徴とする動作補助装置。請求項1に記載の動作補助装置において、前記補助手段を駆動するモータ手段を更に備え、前記制御手段は、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後、前記屈曲動作の補助の開始までの間、前記モータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項1又は請求項2に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記屈曲角度の最大値より小さい予め設定された第2閾値角度に当該屈曲角度が到達したタイミングにおいて前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項3に記載の動作補助装置において、前記補助手段を駆動するモータ手段を更に備え、前記制御手段は、前記屈曲動作の終了後に前記モータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項3又は請求項4に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第2閾値角度に到達しなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項1から請求項5のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記補助手段は、前記歩行に伴う前記膝関節部の伸展動作を更に補助すると共に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出手段を更に備え、前記制御手段は、前記膝関節部の屈曲角度の最大値に応じて予め設定された第3閾値角度に前記股関節部の屈曲角度が達したタイミングから前記伸展動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項6に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記伸展動作中において前記膝関節部の屈曲角度が前記第1閾値角度まで戻ったタイミングにおいて前記伸展動作の補助を終了するように、前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項7に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第1閾値角度まで戻らなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記伸展動作の補助を終了するように前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御することを特徴とする動作補助装置。請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段を制御することを特徴とする動作補助装置。請求項1から請求項10のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記制御手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段として機能させることを特徴とする動作補助制御用プログラム。しかしながら、上述した回復訓練等においては、訓練室の床としては適度な硬さが必要である。また、付き添いを行う理学療法士等の負担も大きなものとなり、複数の患者の面倒を同時に見ることが困難になりつつある。更にこれらにより、従来の歩行アシストロボットは患者の転倒に関して安全性が欠けたものとの認識もあり、その普及の妨げとなっている場合がある。この点につき、上記特許文献1に記載されている歩行補助装置では、上述したような患者の転倒防止の観点については何ら考慮されていない。よって特許文献1に記載されている歩行補助装置では上記の各問題点を解決することはできない。そこで、本発明は上記の問題点等に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、上述したような患者の回復訓練等における補助を、患者に対して違和感を持たせることなく、自立的且つ安全に行うことが可能な動作補助装置及び当該動作補助装置において用いられる動作補助制御用プログラムを提供することにある。上記の課題を解決するために、請求項1に記載の発明は、歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する駆動ユニット等の補助手段と、前記補助手段が装着されている脚に履かれている靴の中底と、前記脚の足裏と、の間に配置され、前記脚の踵が前記歩行面から離れたことを検出する中敷センサ等の踵状態検出手段と、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度センサ等の膝関節角度検出手段と、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後において、前記膝関節部の屈曲角度が、当該膝関節部の屈曲開始から予め設定された第1閾値角度に到達したタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御するCPU等の制御手段と、を備える。請求項1に記載の発明の作用によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面床面又は地面等を含む。以下、同様。から離れたことを検出する。そして、踵が歩行面から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が、その屈曲開始から第1閾値角度に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御するので、第1閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。上記の課題を解決するために、請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の動作補助装置において、前記補助手段を駆動するDCモータ等のモータ手段を更に備え、前記制御手段は、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出された後、前記屈曲動作の補助の開始までの間、前記モータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御するように構成される。請求項2に記載の発明によれば、請求項1に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出された後、屈曲動作の補助の開始までの間にモータ手段を空転状態とするので、実際に膝関節部の屈曲を開始させる際に、被補助者に対してより違和感を与えることなく、スムーズに膝関節部の屈曲の補助を開始させることができる。上記の課題を解決するために、請求項3に記載の発明は、請求項1又は請求項2に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記屈曲角度の最大値より小さい予め設定された第2閾値角度に当該屈曲角度が到達したタイミングにおいて前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御する用に構成される。請求項3に記載の発明によれば、請求項1又は請求項2に記載の発明の作用に加えて、第2閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングにおいて屈曲動作の補助を終了するので、当該屈曲動作終了後の動作を迅速に開始することができる。上記の課題を解決するために、請求項4に記載の発明は、請求項3に記載の動作補助装置において、前記補助手段を駆動するDCモータ等のモータ手段を更に備え、前記制御手段は、前記屈曲動作の終了後に前記モータ手段を空転状態とするように当該モータ手段及び前記補助手段を制御するように構成される。請求項4に記載の発明によれば、請求項3に記載の発明の作用に加えて、屈曲動作の終了後にモータ手段を空転状態とするので、当該屈曲動作終了後の次の動作をより迅速且つスムーズに開始することができる。上記の課題を解決するために、請求項5に記載の発明は、請求項3又は請求項4に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第2閾値角度に到達しなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記屈曲動作の補助を終了するように前記補助手段を制御するように構成される。請求項5に記載の発明によれば、請求項3又は請求項4に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に屈曲角度が第2閾値角度に到達しなかったとき、当該時間経過時に屈曲動作の補助を終了するので、長時間に渡って屈曲動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。上記の課題を解決するために、請求項6に記載の発明は、請求項1から請求項5のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記補助手段は、前記歩行に伴う前記膝関節部の伸展動作を更に補助すると共に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度センサ等の股関節角度検出手段を更に備え、前記制御手段は、前記膝関節部の屈曲角度の最大値に応じて予め設定された第3閾値角度に前記股関節部の屈曲角度が達したタイミングから前記伸展動作の補助を開始するように、前記補助手段を制御するように構成される。請求項6に記載の発明によれば、請求項1から請求項5のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、股関節部の屈曲角度を検出し、第3閾値角度に股関節部の屈曲角度が達したタイミングから伸展動作の補助を開始するので、自然な歩行態様に近い制御により、被補助者に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。上記の課題を解決するために、請求項7に記載の発明は、請求項6に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記伸展動作中において前記膝関節部の屈曲角度が前記第1閾値角度まで戻ったタイミングにおいて前記伸展動作の補助を終了するように、前記補助手段を制御するように構成される。請求項7に記載の発明によれば、請求項6に記載の発明の作用に加えて、伸展動作中において膝関節部の屈曲角度が第1閾値角度まで戻ったタイミングにおいて伸展動作の補助を終了するので、自然な歩行態様に近い制御により、被補助者に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。上記の課題を解決するために、請求項8に記載の発明は、請求項7に記載の動作補助装置において、前記屈曲角度が、前記踵が前記歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に前記第1閾値角度まで戻らなかったとき、当該予め設定された時間経過時に前記伸展動作の補助を終了するように前記補助手段を制御するように構成される。請求項8に記載の発明によれば、請求項7に記載の発明の作用に加えて、踵が歩行面から離れたことが検出されたタイミングから予め設定された時間内に屈曲角度が第1閾値角度まで戻らなかったとき、当該時間経過時に伸展動作の補助を終了するので、長時間に渡って伸展動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。上記の課題を解決するために、請求項9に記載の発明は、請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御するように構成される。請求項9に記載の発明によれば、請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、補助手段の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、制御手段としての処理を簡素化できる。上記の課題を解決するために、請求項10に記載の発明は、請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の動作補助装置において、前記制御手段は、前記被補助者のいずれか一方の前記脚に装着されている前記補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、前記被補助者のいずれか他方の前記脚に装着されている前記補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように、各前記補助手段を制御するように構成される。請求項10に記載の発明によれば、請求項1から請求項8のいずれか一項に記載の発明の作用に加えて、被補助者のいずれか一方の脚に装着されている補助手段による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている補助手段による次の一歩分の補助動作を開始するように各補助手段が制御されるので、両脚の補助手段が同時に補助動作を開始することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。上記の課題を解決するために、請求項11に記載の発明は、請求項1から請求項10のいずれか一項に記載の動作補助装置に前記制御手段として備えられたコンピュータを、当該制御手段として機能させるように構成される。請求項11に記載の発明によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が、その屈曲開始から第1閾値角度に到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御するコンピュータが機能するので、第1閾値角度に屈曲角度が到達したタイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。本発明によれば、靴の中底と脚の足裏との間に配置された踵状態検出手段により踵が歩行面から離れたことを検出し、踵が歩行面から離れたことが検出された後、膝関節部が屈曲開始したことが検出されたタイミングから予め設定された時間が経過したタイミングから屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御する。よって、当該タイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者に対して違和感を持たせることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。以下、本発明を実施するための形態について、図1乃至図7を用いて説明する。なお以下に説明する実施形態は、例えば膝疾患を持つ患者被補助者の一例の回復訓練等としての歩行における膝関節の動作を補助する歩行補助装置に対して本発明を適用した場合の実施形態である。また図1は実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図であり、図2は実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。また図3は当該歩行補助装置の構成を示すブロック図等である。図4は歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。更に図5は、当該歩行補助装置における膝関節部及び股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。図6は、当該歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。図7は歩行補助装置における制御動作例を示すフローチャートである。図1及び図2に示すように、実施形態に係る歩行補助装置S動作補助装置の一例は、患者の下肢部両脚に着脱自在のテープ状固定具やバンド等の固定具6によってそれぞれ取り付けられる補助手段の一例としての一対の駆動ユニット10を備えている。なお以下の説明では、左脚用の駆動ユニット10を駆動ユニット11とし、右脚用の駆動ユニット10を駆動ユニット12として説明する。また駆動ユニット11及び駆動ユニット12に共通する説明を行う場合は、一般に駆動ユニット10として説明する。一つの即ち、右脚と左脚のいずれか一方用の駆動ユニット10には、図1に示すように、患者の膝部5の関節部分に取り付けられ、膝関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部3と、患者の股部9の関節部分に取り付けられ、股関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部8と、が取り付けられている。先ずリンク機構部3は、図1に示すように、例えば患者の大腿部に巻きつけられる上部脚当て4の側面に取り付けられる第一リンク3aと、患者の下腿部に巻きつけられる下部脚当て7の側面に取り付けられる第二リンク3bと、駆動ユニット10から動力を得て第一リンク3aに対して第二リンク3bを歩行の前後方向に揺動させる第三リンク3cと、を含んで構成される。第一リンク3aは、患者の腰部側から膝部5側に延びるように取り付けられ、第二リンク3bは患者の膝部5側から脚の先端床面又は地面側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク3aと第二リンク3bとは、患者の膝部5近傍で回動可能に連結されている。この連結部には、第一リンク3aと第二リンク3bとの成す角度を示す膝関節角度データを出力する膝関節角度センサ膝関節角度検出手段の一例が内蔵されている。この膝関節角度センサは、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。また、第三リンク3cの端部が、第二リンク3bの中央近傍に連結されている。上部脚当て4及び下部脚当て7は、それぞれが図示しない一対の脚当て部材を含んで構成されており、当該脚当て部材は患者の大腿部及び下腿部の周囲を覆うように配置され、固定具6によって着脱可能に取り付けられる。また、上部脚当て4及び下部脚当て7は、例えばポリプロピレン樹脂等を成形して形成されており、ユーザの大腿部と接する部分には、伸縮自在の図示しないスポンジ部材等が取り付けられている。一方リンク機構部8は、図1に示すように、上記した上部脚当て4の側面に取り付けられる第一リンク8aと、患者の腰部に巻きつけられるベルト23の側部に取り付けられる第二リンク8bと、を含んで構成される。第一リンク8aは、患者の臀部側から膝部5側に延びるように取り付けられ、第二リンク8bは患者の腰部側から臀部側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク8aと第二リンク8bとは、患者の股部9近傍で回動可能に連結されている。この連結部にも、第一リンク8aと第二リンク8bとの成す角度を示す股関節角度データを出力する股関節角度センサ股関節角度検出手段の一例が内蔵されている。この股関節角度センサも、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。更に図2に示すように、両脚にそれぞれ取り付けられる駆動ユニット11及び駆動ユニット12には、当該駆動ユニット11及び駆動ユニット12間でデータ通信するための通信ユニット20が着脱可能に取り付けられる。この通信ユニット20は、ケーブル21と、そのケーブル21の途中に配置される通信用基板及び制御用基板並びに電池等が収容された中継ボックス22と、を備え、上記ベルト23によって患者の腰部に取り付けられる。また通信ユニット20は、ケーブル21の両端に非接触でデータを通信可能な通信端子を備えた通信ヘッド25を備えている。一方、駆動ユニット10の筐体10aには、当該通信ヘッド25を挿入可能な孔部10bが設けられており、孔部10bに対して当該通信ヘッド25が着脱可能になっている。なお、上記中継ボックス22内の制御用基板には、実施形態に係る歩行補助装置Sとしての動作を制御する後述のCPU等が装着されている。更に駆動ユニット10は、電力を受電又は所定のデータを通信可能な図示しない通信ヘッドを筐体10aの内部に備えている。そして、駆動ユニット10の筐体10aに有する孔部10bには、通信ヘッド25が挿入されて、非接触で上記図示しない通信ヘッドに電気的に接続され、データ通信可能となっている。次に、実施形態の歩行補助装置Sの構成について、より具体的に図3を用いて説明する。実施形態の歩行補助装置Sは、図3Aに示すように、右足駆動系Rと、左足駆動系Lと、中継ボックス22内の上記制御用基板に備えられた制御手段の一例としてのCPUCentralProcessingUnit42と、患者又は理学療法士等が操作可能な位置に備えられ且つCPU42に対する指令操作を行うための操作ボタン等を備える操作部41と、CPU42に接続され且つ患者又は理学療法士等が視認可能な位置に備えられた液晶ディスプレイ等からなる表示部40と、を備えている。なお、CPU42は、オペレーティングシステムや歩行補助装置Sを制御する制御プログラムや、制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラム等のソフトウェアや、検出したデータや、生成した制御パターン等のデータを記憶する記憶部図示せずを有している。この記憶部は、ROMReadOnlyMemory、RAMRandomAccessMemory、ハードディスク又はシリコンディスク等により構成されている。また各脚の駆動系右足駆動系R及び左足駆動系Lには、それぞれ、上記駆動ユニット10と、上記固定具6並びに上部脚当て4及び下部脚当て7と、膝関節角度センサ16を含むリンク機構部3と、股関節角度センサ15を含むリンク機構部8と、踵状態検出手段の一例としての中敷センサ17と、が含まれている。駆動ユニット10には、モータ手段の一例としてのDCモータ50と、各リンクに接続されているギア部52と、DCモータ50からの駆動力を、ギア部52を介して各リンクに伝達するクラッチ部51と、が含まれている。以上の構成において、DCモータ50の回転方向及び回転速度の制御及びクラッチ部51における開放/接続の制御は、それぞれCPU42により行われる。更に中敷センサ17は、図3Bに断面図により例示するように、例えば靴下64を履いた右足及び左足63の足裏と、履いている靴の中底61との間に挟まれて用いられる中敷62内にそれぞれ備えられており、各脚が床面又は地面以下、単に床面と称するから離れたこと及びそれらに接地したことをそれぞれ示すアナログ信号をCPU42に出力する。なお本願の中敷センサ17は、上記中敷62を用いない場合であっても、例えば図3Cに断面図により例示するように、靴下64の裏と中底61との間に備えられていてもよいし、或いは図3Dに断面図により例示するように、中底61上と靴下64との間に備えられていてもよい。また膝関節角度センサ16は上記膝関節角度データを生成してCPU42に出力し、更に股関節角度センサ15は上記股関節角度データを生成してCPU42に出力する。ここで、実施形態に係る歩行補助装置Sにおいて、各脚が床面から離れたこと及びそれに接地したことを図3に例示する中敷センサ17により検出することとしたのは、中敷62を用いている場合の患者60の歩行において、一般に、足裏踵が中敷62から離れるタイミングが、当該脚に履かれている靴の靴裏床面に接する靴の裏側の面が床面から離れるタイミングよりも早いという、本願の発明者らによる知見によるものである。このようなタイミング差、即ち足裏が中敷62から離れるタイミングと靴裏が床面から離れるタイミングとの差があることにより、歩行補助装置Sに係る制御動作に余裕が生まれると共に、患者60の歩行時の感覚により近い制御動作が実現できるのである。次に、図1乃至図3を用いて説明した構成を備える歩行補助装置Sにおける制御パターン生成について、具体的に図4乃至図6を用いて説明する。まず、歩行補助装置Sが患者に装着され、制御パターン生成の処理が行われる。図4に示すように、歩行補助装置Sはクラッチ部51を開放するステップS1。具体的には、歩行補助装置SのCPU42は、クラッチ部51を開放し、DCモータ50からリンク機構部3への駆動力の伝達を遮断する。これによりリンク機構部3が、DCモータ50の永久磁石等による抵抗力の影響を受けずにフリーに動き、患者が脚を動かし易くなる。次に歩行補助装置Sは、歩行補助装置Sを装着した患者60が立ち止まった状態から3、4歩程歩いた状態まで移動する間に、股関節角度センサ15、膝関節角度センサ16、及び中敷センサ17からのアナログ信号を取得するステップS2。具体的にCPU42は、先ず、歩行補助装置Sを装着した患者が立ち止まった状態のとき、股関節角度センサ15から、第一リンク8aと第二リンク8bとの成す角度θH股関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図6上から三段目のタイミング図において一点鎖線で示す。を示す股関節角度データを取得する。次に、歩行補助装置Sを装着した患者60が3、4歩程歩く状態で、歩行補助装置Sは、股関節角度センサ15、膝関節角度センサ16、及び、中敷センサ17からのアナログ信号を取得する。具体的にCPU42は、股関節角度センサ15から角度θHを示す股関節角度データを取得し、膝関節角度センサ16から、第一リンク3aと第二リンク3bとの成す角度θk膝関節部の屈曲角度の一例。その変化の一例を、図6上から三段目のタイミング図において実線で示すを示す膝関節角度データを取得する。またCPU42は、中敷センサ17から、脚が床面65から離れたこと及びそれらに接地したことを示すアナログ信号を取得する。その後CPU42は、取得した膝関節角度データ、股関節角度データ及び中敷センサ17からのアナログ信号をCPU42内の図示しない記憶部に記憶する。なお、患者に動きがあり、データに変動がある場合、CPU42は、各データの平均値を算出して記憶部に記憶する。ここで図5Aに示すように、患者の膝部5の関節部分における上記角度θkは、患者60の大腿部第一リンク3aに対応を基準に測定される。患者の股部9の関節部分における上記角度θHは、患者60の体幹部第二リンク8bに対応を基準に測定され、基準より患者60の大腿部が歩行方向の前方にある場合がプラスであり、歩行方向の後方にある場合がマイナスである。また図5Aは、歩行補助装置Sの装着位置のずれがなく、患者60が直立して歩く場合である。一方、図5Bに示すように、患者60が前屈みで歩く等の癖がある場合や、歩行補助装置Sの装着位置のずれがある場合があるので、CPU42は、角度θHの値角度αとして、補正された角度φ=θH-αを股関節角度データとしてステップS2で取得する。次に歩行補助装置Sは、取得した中敷センサ17からのアナログ信号に基づき中敷センサ17のON/OFFを決めるための閾値を決定するステップS3。具体的にCPU42は、図6に示すように、中敷センサ17からの出力としてのデータShがLOWLからHIGHHになったとするための上記アナログ信号中敷センサ17から直接出力されるアナログ信号に対する閾値中敷センサON閾値、及び当該データShがHIGHからLOWになるとする上記アナログ信号に対する閾値中敷センサOFF閾値を、取得した上記アナログ信号から設定する。なお、いわゆるチャタリング防止のため、中敷センサON閾値と中敷センサOFF閾値とは異なってもよい。次に歩行補助装置Sは、中敷センサ17からのアナログ信号等に基づき、歩行周期、遊脚期、及び立脚期を特定するステップS4。具体的にCPU42は、中敷センサのデータShがHIGH脚が床面65から離れた状態になった時点から、当該データShがLOW脚が床面65に接地した状態になった時点を経て、再び当該データShがHIGHになった時点までの期間踵の離床時から、次の踵の離床時までの期間を、歩行周期として特定する。そしてCPU42は、当該データShがHIGHになった時点から、当該データShがLOWになった時点までを遊脚期の期間踵の離床時から踵の着床時までの時間として特定し、更に当該データShがLOWになった時点から、再び当該データShがHIGHになった時点までを立脚期として特定する。ここで一般に立脚期とは、歩行において左右いずれか一方の脚に患者の体重がかかっている期間を示す。また同様に遊脚期とは、歩行において当該いずれか一方の脚に患者の体重がかかっていない期間換言すれば、次の立脚期に移行するためにその脚を床面65から離して浮かせて前に移動させている期間を示す。次に歩行補助装置Sは、膝関節角度のデータのピーク箇所を特定するステップS5。具体的にCPU42は、取得した膝関節角度センサ16からの屈曲角度θkを示す膝関節角度データが、遊脚期において最大となるピーク箇所θkp図6参照及び膝関節部の屈曲角度が最大値になる極値タイミングt3図6参照を特定する。この膝関節部の屈曲角度の最大値は、図5Aに示すように、患者60の大腿部を基準とした値であり、膝は最も屈曲した状態である。次に歩行補助装置Sは、上記ステップS2からステップS5までの処理により取得したデータ等を用いて、本願に係る各閾値角度を設定するステップS6。具体的にCPU42は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θkについての第1閾値角度θT1図6参照を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第1閾値角度θT1は、膝関節角度センサ16から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θkであって、後述する屈曲動作の開始を示す屈曲開始信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第1閾値角度θT1として例えば、膝関節部が、歩き始めの膝が伸びた状態である屈曲角度0°から少し曲がった状態例えば屈曲角度10°となった状態の時の当該屈曲角度例えば10°が第1閾値角度θT1として設定される。次にCPU42は、実施形態に係る膝関節部の屈曲角度θkについての第2閾値角度θT2図6参照を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第2閾値角度θT2は、膝関節角度センサ16から出力される膝関節角度データにより示される膝関節部の屈曲角度θkであって、後述する屈曲動作の終了を示す屈曲終了信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第2閾値角度θT2として例えば、膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θkpとなる上記極値タイミングT3の直前の膝関節部の屈曲角度θkが、第2閾値角度θT2として設定される。次にCPU42は、実施形態に係る股関節部の屈曲角度θHについての第3閾値角度θH1を設定し、その値を上記記憶部に記憶させる。この第3閾値角度θH1は、股関節角度センサ15から出力される股関節角度データにより示される股関節部の屈曲角度θHであって、後述する伸展動作の開始を示す伸展開始信号を出力するための閾値角度である。より具体的に第3閾値角度θH1として例えば、図6上から三段目のタイミング図に例示するように、膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θkpとなる上記極値タイミングT3に相当する股関節部の屈曲角度θH当該股関節部の屈曲角度θHのピーク値となる場合もあるが、第3閾値角度θH1として設定される。なお、膝関節角度データの値がピーク箇所θkpとなる極値タイミングT3よりも、股関節部の屈曲角度θHがピーク値となるタイミングの方が遅い場合もある。なお上記第1閾値角度θT1乃至第3閾値角度θH1それぞれの具体的な値は、患者60の個癖等により異なってくるため、患者60本人又は理学療法士等により、その患者60に合わせて経験的に設定されるのが望ましい。この場合、各閾値角度は操作部41を介して設定/変更が可能とされている。次に歩行補助装置Sは、上記ステップS6において設定された各閾値角度に基づき、駆動信号Dを用いたDCモータ50の制御パターンにおいて、実施形態に係る屈曲開始信号、屈曲終了信号、伸展開始信号及び伸展終了信号を、それぞれ設定する。なおこの場合の伸展終了信号は、実施形態に係る伸展動作を終了させるための信号であって、伸展動作時において膝関節角度データの値が上記第1閾値角度θT1になった戻ったタイミングにおいて出力される信号である図6符号T4参照。次に歩行補助装置Sは、膝関節制御用の駆動信号の制御パターンを生成するステップS8。具体的にCPU42は、PWMPulseWidthModulationのデューティ比が、図6に示すように時間軸に沿って正/負の台形形状に変化する上記駆動信号Dを生成する。より具体的には、図6に示すように、先ず上記データShがHIGHとなって脚の踵が床面65から離れた状態になったタイミングT0を歩行の起点補助の起点として、DCモータ50をアイドリング状態となるようなデューティ比とした図6符号Pidle参照駆動信号Dを生成し、更に、膝関節角度データの値が上記第1閾値角度θT1となったタイミングからの駆動信号Dの立上り時間を時間t1とし、PWMのデューティ比が100の期間を経た後、膝関節角度データの値が上記第2閾値角度θT2となったタイミングをタイミングT2とし、更にその後上記極値タイミングT3に至るまでの駆動信号Dの波形を、正の台形波形とする図6参照。次に、股関節角度データの値が上記第3閾値角度θH1となった上記極値タイミングT3からの伸展動作の立下り時間をt3とし、PWMのデューティ比が-100の期間を経た後、膝関節角度データの値が上記第1閾値角度θT1まで戻るタイミングT4からPWMのデューティ比が0に戻るまでの駆動信号Dの波形を、負の台形波形とする。この時、タイミングT4からPWMのデューティ比が0に戻るまでの時間は、PWMのデューティ比を確実に0に戻すことを目的として、例えば0.1秒とされる。またCPU42は、生成された制御パターン駆動信号Dを、上記図示しない記憶部に記憶する。次に、歩行補助装置Sにおける制御時の動作について、図7を用いて説明する。歩行補助装置Sにおける制御時の動作においてCPU42は、駆動信号Dの制御パターンを上記記憶部から読み出しステップS10、その制御パターンに従い、歩行補助装置Sを装着した患者60の動作を補助する。即ちCPU42は、動作の補助が開始されると、例えば、患者の片方の脚例えば、右脚の中敷センサ17のデータShが中敷センサON閾値以上となったか否かを監視しているステップS11。ステップS11の監視において当該データShが中敷センサON閾値以上となっていない場合ステップS11;NO、CPU42はそのまま監視を継続し、患者が右脚を上げることで右足駆動系Rの中敷センサ17のデータShが中敷センサON閾値以上になったときステップS11;YES、CPU42は、駆動信号Dの制御パターンに従い、PWMのデューティ比を一定値例えば30。図6符号Pidle参照として右足駆動系RのDCモータ50を正転のアイドリング空転状態とするステップS12。これと並行してCPU42は、膝関節角度センサ16からの角度θkを示す膝関節角度データのモニタを開始するステップS12。次にCPU42は、現在患者60が立位からの1歩目を踏み出すタイミングであるか否を判定するステップS13。このステップS13における判定は、例えば、図示しない歩数計において直前までの歩数が0歩であった場合にYESと判定し、それ以外の場合にNOと判定するとよい。またこの他に、それまで膝関節角度データの値が0°であった場合にYESと判定し、それ以外の場合にNOと判定してもよい。ステップS13の判定において1歩目でない即ち、同一の脚についての2歩目以降である場合ステップS13;NO、CPU42は予め設定された遅延時間だけDCモータ50のアイドリング状態を維持するステップS14。ここで、上記ステップS13及びS14に係る処理は、患者60が1歩目を踏み出す場合の屈曲動作の補助は、中敷データShの値がHIGHとなったタイミングから即時に始めた方が患者60に対して違和感がないのに対し、患者60が2歩目以降を踏み出す場合の屈曲動作の補助は、中敷データShの値がHIGHとなったタイミングから上記遅延時間だけ待った後に始めた方が患者60に対して違和感がないという、本願の発明者らによる新たな知見によるものである。なお、図6に例示する駆動信号Dには、上記遅延時間が、タイミングT0から膝関節角度データの値が増加し始めるタイミングまでの期間として含まれている。またこの場合の遅延時間は、上記各閾値角度と同様に、患者60の個癖等に対応すべく、患者60本人又は理学療法士等により、その患者60に合わせて経験的に設定されるのが望ましい。この場合、遅延時間は操作部41を介して設定/変更が可能とされている。ステップS13の判定において1歩目である場合ステップS13;YES、又はステップS14に係る遅延時間中においてCPU42は、上記膝関節角度データの値が上記第1閾値角度θT1となったか否かを監視するステップS15。ステップS15の監視において膝関節角度データの値が第1閾値角度θT1となっていない間ステップS15;NO、CPU42は引き続き当該監視を継続する。一方ステップS15の監視において膝関節角度データの値が第1閾値角度θT1となった場合、即ち上記タイミングT1が到来した場合ステップS15;YES、CPU42は、上記駆動信号Dに対応する屈曲開始信号をDCモータ50に出力し、これにより当該駆動信号Dに従ってPWMのデューティ比が漸増し始め、DCモータ50が正転し始めるステップS16。そして、ギア部52及びクラッチ部51を介して、リンク機構部3に駆動力が伝達し、患者60の右脚の膝が屈曲され始める。次にCPU42は、DCモータ50が正転し始めてから時間t1図6参照が経過したか否かを判定しステップS17、時間t1が経過していないときはステップS17;NOそのまま屈曲動作を継続させ、一方時間t1が経過したときステップS17;YES、CPU42は、PWMのデューティ比を100にするステップS18。次にCPU42は、PWMのデューティ比を100にしている間において、上記膝関節角度データの値が上記第2閾値角度θT2となったか否かを監視するステップS19。ステップS19の監視において膝関節角度データの値が第2閾値角度θT2となっていない間ステップS19;NO、CPU42は引き続きPWMのデューティ比を100のまま維持する。一方ステップS19の監視において膝関節角度データの値が第2閾値角度θT2となった場合、即ち上記タイミングT2が到来した場合ステップS19;YES、CPU42は上記駆動信号Dに対応する屈曲終了信号をDCモータ50に出力し、これにより当該駆動信号Dに従ってPWMのデューティ比が漸減し始め、DCモータ50の回転数が正転のまま落ち始めるステップS20。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。その後CPU42は、例えば膝関節角度データの値が上記ピーク箇所θkpとなる上記極値タイミングT3においてPWMのデューティ比を0として図6参照屈曲動作を完全に終了させる。次にCPU42は、上記股関節角度データの値が上記第3閾値角度θH1となったか否か図6に例示する場合は極値タイミングT3に至ったか否かに相当するを監視するステップS21。ステップS21の監視において股関節角度データの値が第3閾値角度θH1となっていない間ステップS21;NO、CPU42は引き続き当該監視を継続する。一方ステップS21の監視において股関節角度データの値が第3閾値角度θH1となった場合、即ち上記極値タイミングT3が到来した場合ステップS21;YES、CPU42は、上記駆動信号Dに対応する伸展開始信号をDCモータ50に出力し、これにより当該駆動信号Dに従ってPWMのデューティ比が漸減し始め、DCモータ50が逆転し始めるステップS22。そして、ギア部52及びクラッチ部51を介して、リンク機構部3に駆動力が伝達し、患者60の右脚の膝が伸展され始める。次にCPU42は、DCモータ50が逆転し始めてから時間t3図6参照が経過したか否かを判定しステップS23、時間t3が経過していないときはステップS23;NOそのまま伸展動作を継続させ、一方時間t3が経過したときステップS23;YES、CPU42は、PWMのデューティ比を-100にするステップS24。次にCPU42は、PWMのデューティ比を-100にしている間において、上記膝関節角度データの値が上記第1閾値角度θT1まで戻ったか否かを監視するステップS25。ステップS25の監視において膝関節角度データの値が第1閾値角度θT1まで戻っていない間ステップS25;NO、CPU42は引き続きPWMのデューティ比を-100のまま維持する。一方ステップS25の監視において膝関節角度データの値が第1閾値角度θT1まで戻った場合、即ち上記タイミングT4が到来した場合ステップS25;YES、CPU42は上記駆動信号Dに対応する伸展終了信号をDCモータ50に出力し、これにより当該駆動信号Dに従ってPWMのデューティ比が漸増し始め、DCモータ50の回転数が逆転のまま落ち始めるステップS26。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。その後CPU42は、図6に例示する駆動信号Dに従ってPWMのデューティ比を漸増させつつ伸展動作を継続させ、PWMのデューティ比が0となったタイミングで、右脚についての補助を終了する図6参照。なお、左足駆動系Lが装着されている場合には、歩行補助装置Sは、左足駆動系Lに関しても同様の制御を行う。以上説明したように、実施形態に係る歩行補助装置Sの制御動作によれば、靴の中底61と右脚左脚63の足裏との間に配置された中敷センサ17により踵が床面65から離れたことが検出された後において、膝関節部の屈曲角度が第1閾値角度θT1に到達したタイミングT1から屈曲動作の補助を開始することで、患者60に対して違和感を与えることなく、その意思に沿って自立的且つ安全に、その動作を補助することができる。また、踵が床面65から離れたことが検出された後、屈曲動作の補助の開始までの間にDCモータ50を正転のアイドリング状態とするので、実際に膝関節部の屈曲を開始させる際に、患者60に対してより違和感を与えることなく、スムーズに膝関節部の屈曲の補助を開始させることができる。更に、第2閾値角度θT2に膝関節部の屈曲角度θkが到達したタイミングT2において屈曲動作の補助を終了するので、当該屈曲動作終了後の動作を迅速に開始することができる。また、股関節部の屈曲角度θHを検出し、第3閾値角度θH1に股関節部の屈曲角度θHが達した極値タイミングT3から伸展動作の補助を開始するので、自然な歩行態様に近い制御により、患者60に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。更に、伸展動作中において膝関節部の屈曲角度θkが第1閾値角度θT1まで戻ったタイミングにおいて伸展動作の補助を終了するので、自然な歩行態様に近い制御により、患者60に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。更にまた、駆動ユニット10の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、制御処理を簡素化できる。なお歩行補助装置Sは、屈曲動作において、膝関節部の屈曲角度θkが、踵が床面65から離れたことが検出されたタイミングT0から予め設定された時間内に第2閾値角度θT2に到達しなかった場合、何らかの障害が発生した可能性を考慮して、当該予め設定された時間経過時に屈曲終了信号を出力して屈曲動作の補助を終了するようにしてもよい。更に伸展動作においても、歩行補助装置Sは、膝関節部の屈曲角度が、踵が床面65から離れたことが検出されたタイミングT0から予め設定された時間内に第1閾値角度θT1まで戻らなかった場合にも、同様に当該予め設定された時間経過時に伸展動作の補助を終了するようにしてもよい。これらの構成によれば、長時間に渡って屈曲動作又は伸展動作の補助を継続することに起因して被補助者に発生する危険性を回避することができる。更に、実施形態に係る歩行補助装置Sにおいては、上記極値タイミングT3において伸展開始信号を出力してPWMのデューティ比を漸減させ始める構成としたが、これ以外に、膝間接部の屈曲動作から伸展動作に移行するタイミング図6に例示する場合は極値タイミングT3からPWMのデューティ比を負の一定値例えば-30として右足駆動系RのDCモータ50を逆転のアイドリング空転状態としたのち、上記伸展開始信号により伸展動作を開始するように制御してもよい。この場合には、屈曲動作の終了後にDCモータ50を逆転のアイドリング状態とするので、当該屈曲動作終了後の次の伸展動作をより迅速且つスムーズに開始することができる。なお、上述した実施形態では、膝疾患を有する患者の回復訓練等としての歩行を補助する歩行補助装置Sに対して本発明を適用した場合について説明したが、これ以外に、回復訓練等との一環としての駆け足等の移動を補助する移動補助装置に対して本発明を適用することもできる。また、患者60のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット1011による一歩分の補助動作の終了後に、患者60のいずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット1012による次の一歩分の補助動作を開始するように、各駆動ユニット10を制御するようにしてもよい。この場合には、患者60のいずれか一方の脚に装着されている駆動ユニット10による一歩分の補助動作の終了後に、いずれか他方の脚に装着されている駆動ユニット10による次の一歩分の補助動作を開始するので、両脚の駆動ユニット10が同時に補助動作を開始することに起因して患者60に発生する危険性を回避することができる。更に、図7に示すステップS18及びS24の制御動作においては、PWMのデューティ比をそれぞれ100ステップS18で一定及び-100ステップS24で一定としたが、これらの一定値以外に、患者60の状態等に基づいて当該一定値を変更可能とするように構成してもよい。更にまた、図4及び図7に示すフローチャートに対応するプログラムをフレキシブルディスク、コンパクトディスク又はハードディスク等の記録媒体に記録しておき、又はインターネット等のネットワークを介して取得して記憶しておき、それを汎用のマイクロコンピュータで読み出して実行することにより、当該マイクロコンピュータを実施形態に係るCPU42として動作させることも可能である。