CN101242797B - 运动辅助装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种运动辅助装置及其控制系统与控制程序，能够谋求使用者的不同身体部位的各运动节奏与辅助该使用者运动的节奏之间的综合谐调，并用从使使用者的运动节奏接近作为其目标的节奏的观点来看是适当的节奏来辅助使用者运动。依照本发明的步行辅助装置(200)，能够形成第一运动振子(肩关节角速度)dΦ s/dt和以反映固有角速度ω M的形式相互牵引的第一振子x。另外，根据第一运动振子dΦ s/dt和第一振子x之间的相位差(第一相位差)δθ 1来设定新的固有角速度ω M。根据第二运动振子(股关节角度)Φ H来生成按反映固有角速度ω M的节奏进行振动的第二振子y。根据第二振子y生成辅助振子z，将对应辅助振子z变化的作用力F作用于使用者的身体。

Description

运动辅助装置 
技术领域
本发明涉及一种用于辅助使用者运动的装置。 
背景技术
有提案提出一种装置，其通过使辅助使用者的腿部活动的作用力作用于包括使用者的腿部在内的身体部位，以辅助该使用者的步行运动(例如参考日本特开2003-135543号公报)。另外，还有提案提出一种系统，变化追踪使用者步行运动节奏，同时，以使步行运动装置的步行辅助节奏保持自律性的方式来控制该步行辅助装置(例如参考日本特开2004-073649号公报)。 
但是，步行辅助装置的使用者大多如所说的那样，在其臂部正常而在腿部发生异常致使其运动功能降低，随意的活动困难的情况下，恐怕会招致如下这样的弊端。 
即，在以只反映异常产生的身体部位的运动节奏的形式来设定步行辅助装置的步行辅助节奏的情况下，鉴于该步行辅助节奏与正常的身体部位的运动节奏的谐调，尤其是按照产生异常的身体部位与正常的身体部位各自的活动节奏的谐调有可能造成不谐调。 
另外，即使在以只反映正常的身体部位的运动节奏的形式来设定步行辅助装置的步行辅助节奏的情况下，鉴于该步行辅助节奏与正常的身体部位的运动节奏的谐调，尤其是按照产生异常的身体部位与正常的身体部位各自的活动节奏的谐调也有可能造成不谐调。 
发明内容
因此，本发明的目的在于，提供一种装置、可控制该装置的系统以及对附属于运动辅助装置的计算机赋予该装置的控制功能的程序，其中该装置可谋求使用者不同的身体部位各自的运动节奏与辅助该使用者的运动 的节奏之间的综合谐调，同时，能以从使使用者的运动节奏接近作为其目的的节奏的观点出发适当的节奏来辅助使用者运动。 
用于解决上述课题的第一发明的运动辅助装置，该运动辅助装置是用于通过使对应辅助振子而时间性变化的作用力作用于使用者的身体来辅助使用者的运动的装置，其特征在于，所述运动辅助装置具备：运动振子测定装置，该运动振子测定装置测定作为与所述使用者的两个不同的身体部位的活动对应而时间性变化的参数的运动振子分别作为第一及第二运动振子；第一振子生成装置，该第一振子生成装置对生成通过与输入振动信号相互牵引而以基于固有角速度确定的角速度时间性变化的输出振动信号的第一模式，输入由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子作为所述输入振动信号，从而作为所述输出振动信号生成第一振子；固有角速度设定装置，该固有角速度设定装置以使基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子和由所述第一振子生成装置生成的所述第一振子之间的相位差即第一相位差接近目标相位差的方式来重新设定所述固有角速度；第二振子生成装置，该第二振子生成装置对基于输入振动信号而生成以基于由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度确定的角速度时间性变化的输出振动信号的第二模式，输入由所述运动振子测定装置测定的所述第二运动振子作为所述输入振动信号，从而作为所述输出振动信号生成第二振子；辅助振子生成装置，该辅助振子生成装置基于由所述第二振子生成装置生成的所述第二振子来生成所述辅助振子。 
依照第一发明的运动辅助装置，首先作为与所述使用者的两个不同的身体部位的活动对应而时间性变化的参数的的“第一运动振子”作为输入振动信号输入第一模式，从而生成作为第一模式的输出振动信号的“第一振子”。在此，所谓的“振动”，是一个现实的或假想的定义，除按大体一定的周期摆动之外，还包含广义的时间性变化的概念。而所谓的“振子”是一个含有定义为值随时间变化的电信号及在软件中值随时间变化的函数等的概念。“第一模式”是通过与输入振动信号相互牵引而以基于固有角速度确定的角速度而时间性变化的输出振动信号的模式。第一运动振子是与臂部等使用者的身体部分的活动对应的运动振子。第一振子利用“相互牵引”的效果与使用者的“第一运动振子”的节奏谐调，同时，以反映 基于固有角速度确定的自律性节奏或角速度振动。另一方面，第一振子利用使用者的运动节奏和运动辅助装置来谐调辅助节奏，同时，从使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的观点来看，有可能存在对使用者的第一运动振子不合适的相位差。因此，在从第一振子直接生成辅助振子的情况下，由该辅助振子所辅助的使用者的运动节奏有可能背离目标运动节奏。 
因此，“新的固有角速度”根据使用者的第一运动振子和第一振子之间的相位差即第一相位差而设定。由此，新的固有角速度，不但谋求与由第一运动振子确定的使用者的运动节奏的谐调，而且就成了相当于从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的方式来辅助使用者运动的观点来看适当的振子的角速度。而其后，通过重复以反映新的固有角速度的形式形成新的第一振子，就能够谋求第一运动振子的节奏和第一振子的节奏之间的谐调，同时，能够逐渐减少第一运动振子和第二振子之间的相位差的来自目标相位差的偏差。 
接着，通过将作为与使用者的其它身体部位对应而时间性变化的参数的使用者的“第二运动振子”作为输入振动信号被输入第二模式，形成作为第二模式的输入振动信号的“第二振子”。“第二模式”是根据输入振动信号来生成以基于固有角速度确定的角速度而时间性变化的输出振动信号的模式。因此，根据第二模式生成的第二振子以基于该新的固有角速度确定的角速度进行振动。而且基于该第二振子形成“辅助振子”，将与该辅助振子相随的作用力作用于使用者的身体。 
如上所述，以反映不同的身体部位的运动节奏的形式来形成辅助振子。由此，可谋求与使用者的第一及第二运动振子分别相对应的不同的身体部位的运动节奏的谐调，同时，能使使用者的运动节奏接近目标运动节奏而辅助使用者的运动。通过综合性地谐调使用者不同的身体部位各自的运动节奏和辅助振子的运动节奏，可谋求使运动辅助装置的辅助节奏谐调成使用者的运动节奏，且以使使用者的运动节奏也调整成运动辅助装置的辅助节奏的形式来谋求使用者(人)和装置(机械)之间的谐调(相互接近)。 
如上所述，依照第一发明的运动辅助装置，可谋求综合性地谐调使用者不同的身体部位各自的运动节奏和辅助该使用者的运动的节奏，同时， 能够保持从使使用者的运动节奏接近作为其目的的节奏的观点来看适当的节奏来辅助使用者运动。另外，在使用者的“运动”中，包括步行、跑动、与做工相随的手脚的活动等各种运动。 
第二发明提供的运动辅助装置，在第一发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述运动振子测定装置测定与所述作用力不作用的身体部位的活动对应而随时间变化的参数作为所述第一运动振子，并测定与所述作用力作用的身体部位的活动对应而随时间变化的参数作为所述第二运动振子。 
依照第二发明的运动辅助装置，以反映运动辅助装置的作用力作用的身体部位的运动节奏(第二运动振子的节奏或角速度)，和运动辅助装置的作用力不作用的身体部位的运动节奏(第一运动振子的节奏或角速度)这两者的形式来形成辅助振子。 
由此，例如，能够保持从综合性地谐调与正常的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏，和由于发生异常而使运动功能降低，与由运动辅助装置的作用力来辅助的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏，及运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏来辅助产生该异常的身体部位的活动。就该例而言，发生异常的身体部位的活动受正常的身体部位的活动的支配，并且正常的身体部位的活动也可达到谐调为因发生异常而使运动功能降低的身体部分的活动这一相互接近效果。 
另外，例如，虽然因发生异常使运动功能降低，但能够保持从综合性地协调与不受运动辅助装置的作用力辅助的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏，和与正常但受运动辅助装置的作用力辅助的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏，及运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏来辅助该正常的身体部位的活动。就该例而言，正常的身体部位的活动受产生异常的身体部位的活动的支配，并且因发生异常而使运动功能降低的身体部位的活动也可达到协调为正常的身体部位的活动这一相互接近的效果。 
再者，第三发明提供的运动辅助装置，在第一发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，运动振子测定装置测定与所述作用力作用的身体部位的活动对应而随时间变化的参数作为所述第一运动振子，并测定与所述 作用力不作用的身体部位的活动对应而随时间变化的参数作为所述第二运动振子。 
依照第三发明的运动辅助装置，以反映运动辅助装置的作用力作用的身体部位的运动节奏(第一运动振子的节奏)和运动辅助装置的作用力不作用的身体部位的运动节奏(第二运动振子的节奏)这两者的形式来形成辅助振子。 
由此，例如，由于发生异常而使运动功能降低，所以能够保持从综合性地协调与受运动辅助装置的作用力辅助的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏，和与正常的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏，及运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏来辅助产生该异常的身体部位的活动。就该例而言，正常的身体部位的活动受产生异常的身体部位的活动的支配，并且发生异常的身体部位的活动也可达到协调为正常的身体部位的活动这一相互接近的效果。 
另外，例如，能够保持从综合性地协调与正常但受运动辅助装置的作用力辅助的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏，和与因发生异常而使运动功能降低但不受运动辅助装置辅助的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏，及运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏来辅助该正常的身体部位的活动。就该例而言，产生异常的身体部位的活动受正常的身体部位的活动的支配，并且正常的身体部位的活动也可达到协调为产生异常的身体部位的活动这一相互接近的效果。 
另外，第四发明提供的运动辅助装置，在第一～第三发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述运动振子测定装置测定所述使用者的上肢的关节角度或其时间微分作为所述第一运动振子，并测定所述使用者的下肢的关节角度或其时间微分作为所述第二运动振子，或者，所述测定使用者的下肢的关节角度或其时间微分作为所述第一运动振子，并测定所述使用者的上肢的关节角度或其时间微分作为所述第二运动振子。 
依照第四发明的运动辅助装置，能够用适当从综合性地协调绕上肢关节的运动节奏、绕下肢关节的运动节奏、运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏辅助绕上肢关节的运动或者绕下肢关节的运动。 
再者，第五发明提供的运动辅助装置，在第一～第三发明的运动辅助 装置的基础上，其特征在于，所述第二模式是，基于由所述固有角速度设定装置基于作为与所述使用者的右臂部的活动对应而时间性变化的参数的所述第一运动振子而设定的所述固有角速度，确定决定作用于所述使用者的左腿部的作用力的作为所述所述辅助振子的基础的所述输出振动信号的角速度，并且，基于由所述固有角速度设定装置基于作为与所述使用者的左臂部的活动对应而时间性变化的参数的所述第一运动振子而设定的所述固有角速度，确定决定作用于所述使用者的右腿部的作用力的作为所述所述辅助振子的基础的所述输出振动信号的角速度的模式，所述第二振子生成装置根据所述第二模式生成所述第二振子。 
在使用者步行运动和跑步运动等运动时，从将绕左肩关节的臂部(上肢)的运动节奏和绕右股关节的腿部(下肢)的活动节奏保持大致一定的关系，且将绕右肩关节的臂部的活动节奏和绕左股关节的腿部的运动节奏保持大致一定的关系，以使身体自然地活动的观点来看，是合乎使用者需求的。即，使左臂部的活动和右腿的活动谐调，且使右臂部的活动和左腿的活动谐调，从进行自然步行的观点来看是合乎使用者需求的。 
依照第五发明的运动辅助装置，按照这一点，能够用从谐调与使用者的臂(特别是上臂)向前后的振动动作对应的运动节奏、与和该臂部左右相反侧的腿部(特别是大腿部)向前后的活动对应的运动节奏、运动辅助装置的运动辅助节奏的观点来看，是适当的节奏来辅助臂部向前后的活动或者腿部向前后的活动。 
另外，第六发明提供的运动辅助装置，在第一～第五发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述第一模式通过第一联立方程式表示，该第一联立方程式含有将通过分别与多个所述输入振动信号相互牵引而以基于所述固有角速度确定的角速度时间性变化的多个所述输出振动信号的各个乘以第一相关系数的项，所述运动振子测定装置测定多个所述第一运动振子，所述第一振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来调节所述第一相关系数，同时，以由所述运动振子测定装置测定的所述多个第一运动振子作为所述多个输入振动信号输入到所述第一模式，从而作为所述多个输出振动信号生成多个所述第一振子。 
依照第六发明的运动辅助装置，能够使与使用者实际的运动有关系的多个第一要素的相关关系反映在第一模式生成的表示多个(第一要素的)输出振动信号的相关关系的第一相关系数上。另外，这些多个第一要素的相关关系是基于作为与使用者的不同的身体部位各自的运动相对应而时间性变化的参数的第一及第二运动振子各自的振动和角速度中的一部分或者全部来调节的。这样，按照反映第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的一部分或者全部的现实的多个要素间的关系，可生成适当的第一振子。例如，在作为具体的多个第一要素设想左右臂(上肢)的情况下，以反映左右臂在前后交替摆动等定性关系的形式来生成第一振子。因此，能够按照该关系使辅助使用者运动的辅助振子的节奏做得适当。 
再者，第七发明提供的运动辅助装置，在第一～第六发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述第二模式通过第二联立方程式表示，该第二联立方程式含有将根据多个所述输入振动信号而以由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度确定的角速度振动的多个所述输出振动信号乘以第二相关系数的项，所述运动振子测定装置测定多个所述第二运动振子，所述第二振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来调节所述第二相关系数，同时，以由所述运动振子测定装置测定的所述多个第二运动振子作为所述多个输入振动信号输入到所述第二模式，从而作为所述多个输出振动信号生成多个所述第二振子。 
依照第七发明的运动辅助装置，能够使与使用者实际的运动有关系的具体的多个第二要素的相关关系反映在根据第二模式生成的表示多个(第二要素的)输出振动信号的相关关系的第二相关系数上。另外，这些多个第二要素的相关关系是基于与使用者的不同的身体部位各自的运动相对应的第一及第二运动振子各自的振动和角速度中的一部分或者全部来调节的。这样，按照反映第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的一部分或者全部具体的多个第二要素间的相关关系，可生成适当的第二振子。例如，在作为具体的多个第二要素设想神经(神经元)的情况下，以反映支配不同的身体部位的运动的神经元之间的定性关系等的形式来生成第二振子。因此，能够按照该关系使辅助使用者运动的辅助振子的节奏做得适当。 
另外，第八发明提供的运动辅助装置，在第一～第七发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述固有角速度设定装置基于所述第一相位差来以使作为假想模式中的假想的两个振动信号的两个振子的相位差即第二相位差接近所述目标相位差的方式，设定该两个振子中的一个振子的角速度作为新的所述固有角速度，所述假想模式通过含有将所述两个振子乘以相关系数的项的联立方程式表示，所述固有角速度设定装置具有：相关系数设定装置，该相关系数设定装置基于所述第一相位差来设定所述相关系数；第一角速度设定装置，该第一角速度设定装置基于由所述相关系数设定装置设定的所述相关系数，以使所述第一相位差和所述第二相位差的差为最小的方式来设定所述两个振子中的一个振子的角速度；第二角速度设定装置，该第二角速度设定装置基于由所述第一角速度设定装置设定的角速度，以使所述第二相位差和所述目标相位差之差为最小的方式，设定所述两个振子中的另一个振子的角速度作为新的固有角速度。。 
依照第八发明的运动辅助装置，假想模式中的假想的两个振子的关系被设定为与使用者的第一运动振子和第一振子之间的相位差(第一相位差)对应。另外，以使这两个振子的相位差(第二相位差)接近目标相位差的方式，以两个振子的角速度中的一方作新的固有角速度来设定。由此，新的固有角速度，可谋求与由第一运动振子确定的与使用者的运动节奏的目标相位差对应的谐调，同时，从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的形式来辅助使用者的运动这一观点来看，可形成适当的相当于振子的角速度。再者，经过乘以在作为假想模式中的两个振动信号的两个振子的相关系数的设定等，如上所述实现由第一运动振子确定的与使用者的运动节奏的谐调，同时，可设定从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的方式来辅助使用者运动这一观点来看，是合适的振子的角速度作为新的固有角速度。由此，实现由第一运动振子确定的与使用者的运动节奏的谐调，同时，可设定具有从使使用者的运动节奏与适应目标相位差的目标运动节奏相一致的观点来看，合适的节奏及幅度的辅助振子。 
另外，第九发明提供的运动辅助装置，在第一～第八发明中的任意的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述运动振子测定装置测定所述第 二运动振子作为与所述使用者的活动对应而时间性变化且表示所述使用者的运动幅度的参数，所述辅助振子生成装置根据由所述第二振子生成装置生成的所述第二振子和由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度，生成具有第一辅助振子的辅助振子，该第一辅助振子表现用于使由所述运动振子测定装置测定的第二运动振子接近与所述使用者的目标运动的幅度对应而确定的目标值的假想的弹性要素的弹性力。 
依照第九发明的运动辅助装置，生成包含“第一辅助振子”的辅助振子，该第一引导振子表示用于使与使用者的运动幅度对应的第二运动振子接近其目标值的假想弹簧等弹性要素的弹力。假想的弹性要素的弹力，可谋求与使用者的运动节奏的谐调，同时，与相当于从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的方式来引导使用者的运动的观点来看适当的振子的角速度的新的固有角速度对应。因此，通过根据包含有第一辅助振子的辅助振子来引导使用者的运动，可谋求使用者的运动节奏与辅助振子的节奏的谐调，以及使使用者的运动节奏和目标节奏的一致，且以与使用者的运动幅度对应的第二运动振子的值接近目标值的方式，即以使用者的运动幅度接近目标幅度的方式来引导使用者的运动。 
再者，第十发明提供的运动辅助装置，在第九发明的运动辅助装置的基础上其特征在于，所述辅助振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的第一及第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来设定作为所述假想的弹性要素的弹性系数的、由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度的函数即第一系数，同时生成包含作为所述第一系数、所述第二运动振子的值及目标值的偏差的函数及所述第二振子的积而算出的振子的所述第一辅助振子。 
依照第十发明的运动辅助装置，第一辅助振子将与第一位势对应的第一系数作为弹性系数(弹簧系数)，且将与运动者的运动幅度对应的第二运动振子的值作为恢复到目标值的假想的弹簧等弹性要素的弹力来表示。该第一系数是基于第一及第二运动振子各自的振幅及角速度中的部分或全部来设定。这样，以反映在第一系数第一及第二运动振子的幅度及节奏中的部分或全部反映的、从肌肉的收缩状态向伸展状态移动时的弹力等使用者的身体部位的弹性要素的特性的节奏及幅度来辅助使用者的运动。 
另外，第十一发明提供的运动辅助装置，其特征在于，第九或第十发明的运动辅助装置所述辅助振子生成装置根据由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度和由所述运动振子测定装置测定的与使用者的运动幅度对应的第二运动振子的时间微分值，来生成包含抑制该第二运动振子的绝对值增大的表示假想的减衰要素的减衰力的第二辅助振子。 
依照第十一发明的运动振子辅助装置，“第二辅助振子”生成包含用于抑制与使用者的运动幅度相对应的第二运动振子绝对值的增大的作为假想的阻尼器的衰减力的第二辅助振子。假想的阻尼器等弹性要素的衰减力可谋求与使用者的运动节奏的谐调，同时与相当于从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的观点来看，是适当的振子的角速度的新的固有角速度对应。因此，通过生成包含有第二辅助振子的辅助振子，可谋求使用者的运动节奏和辅助振子的节奏的谐调，以及使用者的运动节奏和目标节奏的一致，且能与使用者的运动幅度所对应的运动振子的时间微分值对应，抑制该运动振子的绝对值的增大，同时，能够以使用者的运动幅度接近目标幅度的形式来引导使用者的运动。 
另外，第十二发明提供的运动辅助装置，在第十一发明的运动辅助装置的基础上，其特征在于，所述辅助振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来设定作为所述假想的衰减要素的衰减系数的、由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度的函数即第二系数，同时生成作为所述包含第二系数、所述第二运动振子的时间微分值的函数及第二振子的积而算出的振子的所述第二辅助振子。 
依照第十二发明的运动辅助装置，第二辅助振子以与第二位势对应的第二系数作递减函数(減数係数)系数(阻尼系数)，且作为抑制与使用者的运动幅度对应的第二运动振子的绝对值的增大的、假想的阻尼器等的衰减要素的衰减力来表现。该第二系数基于第一及第二运动振子各自的振幅和角速度中的部分或者全部来设定。这样，以反映在第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的部分或全部反映的、肌肉从伸展状态向弯曲状态运动时的粘性力等使用者的身体部位的衰减要素的特性的节奏及幅度来辅助使用者的运动。 
附图说明
图1是本发明的运动辅助装置及其控制系统的构成示例图； 
图2是本发明的运动辅助装置及其控制系统的功能示例图； 
图3是关于第一相位差的设定方法的说明图； 
图4是关于第一相位差的设定方法的说明图； 
图5是关于本发明的运动辅助装置的作用效果的实验结果说明图； 
图6是关于本发明的运动辅助装置的作用效果的实验结果说明图； 
图7是关于辅助振子生成的假想弹簧及阻尼器的说明图。 
具体实施方式
下面，参照附图说明本发明的运动辅助装置及其控制系统以及控制程序的实施方式。 
在下述中，为了对步行者的腿部等区别左右，大致上是在参数上附加标注L、R，而为了叙述的简洁有时也省略标注L、R。 
如图1所示的步行辅助装置(运动辅助装置)200具备：腰部装备202、大腿部装备204、作用力传输部件206、蓄电池208、驱动器(电动机)210、肩关节角度传感器211、股关节角度传感器212。 
腰部装备202由具有刚性的材料和具有柔韧性的材料组合制作而成，佩带于使用者的腰部。大腿部装备204也是由具有刚性的材料和具有柔韧性的材料组合制作而成，分别佩带于使用者的大腿部的前后。作用力传输部件由轻质的硬塑等定形性材料构成，其沿使用者的大腿部形成从使用者的腰部的横向而向下方延伸后朝大腿部的前后分成两股的形状，分别与驱动器210及前后的大腿部装备204连接。蓄电池208收纳于腰部装备202(例如固定于构成腰部装备202的多个材料之间)，对驱动器210等提供电力。驱动器210收纳于腰部装备202，经由作用力传输部件206及大腿部装备204将作用力作用在使用者的大腿部。肩关节角度传感器211由设置于使用者的左右的肩关节部位的回转式编码器等构成，输出与肩关节角度相对应的信号。股关节角度传感器212由设置于使用者的腰部的横向的回转式编码器等构成，输出与股关节角度相对应的信号。 
图1所示的控制系统，由收纳于腰部装备202的作为硬件的计算机100、对该计算机100赋予步行辅助装置200的控制功能的软件即本发明的“控制程序”构成。 
控制系统具备：运动振子测定部110、第一振子生成部120、固有角速度设定部130、第二振子生成部140、辅助振子生成部150。各部由硬件和软件构成，其中硬件包括CPU、ROM、RAM等存储器、I/O等，软件是对CPU等构成的计算机100赋予各功能的本发明的“控制程序”(下文同)。另外，各部既可以由分别独立的CPU等构成，也可以由公共的CPU等构成。 
运动振子测定部110，基于肩关节角度传感器211的输出，作为“第一运动振子”测定肩关节角速度dφs/dt。另外，运动振子测定部110基于股关节角度传感器212的输出，作为“第二运动振子”测定股关节角度φH。 
第一振子生成部120根据由运动振子测定部110测定的肩关节角速度(第一运动振子)dφs/dt和固有角速度ωM，对应“第一模式”生成第一振子x。 
固有角速度设定部130，根据肩关节角速度dφs/dt和第一振子x之间的相位差(第一相位差)δθ1来设定新的固有角速度ωM。 
第二振子生成部140根据由运动振子测定部110测定的股关节角度(第二运动振子)φH和由固有角速度设定部130设定的新的固有角速度ωM，对应“第二模式”生成第二振子y。 
辅助振子生成部150根据由第二振子生成部140生成的第二振子y而生成步行辅助装置200的辅助振子z。 
下面，根据附图2来说明上述构成的步行辅助装置及其控制系统的程序。 
运动振子测定部110，根据肩关节传感器211的输出来测定使用者的左右第一运动振子(肩关节角速度)dφs/dt＝(dφSL/dt，dφSR/dt)(图2/s111)。运动振子测定部110根据股关节角度传感器212的输出来测定使用者的左右第二运动振子(股关节角度)φH＝(φHL，φHR)(图2/s112)。 
再者，第一振子生成部120根据由运动振子测定部110测定的第一运动振子dφs/dt和固有角速度ωM＝(ωML，ωMR)对应“第一模式”生成第一振子x＝(xL，xR)(图2/s120)。“第一模式”是表示左右腿部等多个第一要素的相关关系的模式。具体地就是“第一模式”是生成通过与输入振动信号相互牵引而以基于固有角速度所规定的角速度时间性变化的输出振动信号(所述第一要素的输出振动信号)的模式。第一模式利于例如下面的式(1)表示的范德玻尔方程式(フアン·デル·ポル(van der Pol))(相当于第一联立方程式)来表示。股关节角速度(第一运动振子)dφH/dt＝(dφHL/dt，dφHR/dt)被作为该输入振动信号输入第一模式，并通过利用第一振子生成部120可生成第一振子x＝(xL，xR)作为该输出振动信号。(d2xL/dt2) 
＝ξ(1-xL 2)(dxL/dt)-ωML 2xL
+g(xL-xR)+K(dφSL/dt)， 
(d2xR/dt2) 
＝ξ(1-xR 2)(dxR/dt)-ωMR 2xR
+g(xR-xL)+K(dφSR/dt)··(1) 
在此，“ξ”是第一振子x及其一次时间微分(dx/dt)在x-(dx/dt)平面绘制稳定的极限循环(リミツトサイクル)的形式来设定的系数(＞0)。“g”是表示用于左右上肢(臂部)(多个第一要素)的相关关系反映于根据第一模式生成的多个(第一要素)的输出振动信号的相关关系中的第一相关系数。第一相关系数g可根据第一运动振子dφs/dt的幅度(振幅)及节奏(频率)、第二运动振子φH的幅度及节奏中的一部分或全部来设定。“K”是反馈系数。另外，固有角速度ωM可在不较大超出步行装置200的实际的辅助节奏(步行运动辅助节奏)的范围内任意设定。 
第一振子x＝(xL，xR)由龙格-库塔法(ルンゲ·クツタ法)确定/生成。第一振子x的分量xL及xR分别表示与左右腿部有关的假想的步行辅助节奏。该第一振子x是通过范德玻尔方程式的一个性质“相互牵引(相互引き込み)”，来谐调实际的步行节奏和在大致等同的节奏(角速度)内时间性变化的第一运动振子dφs/dt的节奏，同时，保持反映基于“固有角速度”ωM而确定的自律性的节奏或角速度按照时间性变化或进行振动 的性质。 
另外，“第一模式”也可以用与式(1)所表示的范德玻尔方程式不同的范德玻尔方程式来表示，也可以用由与第一运动振子dφs/dt等输入振动信号相互牵引效果而生成作为输出振动信号的第一振子x的所谓的方程式来表示。 
另外，固有角速度设定部130根据由运动振子测定部110测定的第一运动振子dφs/dt及由第一振子生成部120生成的第一振子x来设定新的固有角速度ωM(图2/s130)。 
具体而言之，关于左右各分量，第一运动振子dφs/dt和第一振子x之间的相位差(准确地说是反映该相位差的变量)依照下述式(2.1)来设定第一相位差δθ1(图2/s131)。 
δθ1＝∫dt·δθ(dφs/dt，x)， 
δθ(dφs/dt，x) 
≡sgn(x){sgn(dφs/dt)-sgn(dx/dt)}， 
sgn(θ) 
≡-1(θ＜θ)，θ(θ＝θ)，1(θ＞0)  ··(2.1) 
为了理解由式(2.1)定义的δθ的性质，如图3所示的例子，考察肩关节角速度dφs/dt及第一振子x作振动的情况。另外，为了简便而将“0”、“正值”及“负值”分别表示为“0”、“+”及“-”。 
因为在时间(t0，t1)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(-，+，+)，所以δθ为“-2”。另外，因为在时间(t1，t2)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(+，+，+)，所以δθ为“0”。另外，因为在时间(t2，t3)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(+，+，-)，所以δθ为“2”。再者，因为在时间(t3，t4)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(+，-，-)，所以δθ为“-2”。而由于在时间(t4，t5)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(-，-，-)，所以δθ为“0”。另外，因为在时间(t5，t6)，(dφs/dt，x，dx/dt)＝(-，-，+)，所以δθ为“2”。 
在第一振子x的一个周期[t0，t6]内，δθ为“+2”的累计时间(＝(t3-t2)+(t6-t5))的总和大于δθ为“-2”的累计时间(＝(t1-t0 )+(t4-t3))的总和。因此，在这种情况下，δθ为“+2”的累计时间比δθ为“-2”的累计时间越大，如式(2)所示用δθ的时间积分表示的第一相位差δθ1就越大的正值。其含义是第一运动振子dφs/dt的相位比第一振子x的相位提前，这就成为图3所示的两振子的相位关系相一致的结果。 
再者，也可以以图4所示的形式，根据(dφs/dt，d2φs/dt2)＝(0，+)的时间点(··，tid，tid+1，··和(x，dx/dt)＝(0，+)的时间点之间的时间差来设定第一相位差δθ1(＝θH-θM)。 
其次，经过3个步行周期以第一相位δθ1一定的情况为必要条件，对于左右各分量，根据可用下述式(2.2)及(2.3)表示的“假想模式”，可用下述式(2.4)表示的假想运动振子θh和假想辅助振子θm之间的相位差θh-θm被设定为第二相位差δθ2。(图2/s132)。 
(dθh/dt)＝ωh+ε·sin(θm-θh)  ··(2.2) 
(dθm/dt)＝ωm+ε·sin(θh-θm)  ··(2.3) 
δθ2＝arcsin[(ωh-ωm))/2ε]   ··(2.4) 
在此，ε是假想模式中的假想运动振子θh及假想辅助振子θm的相关系数。而ωh是假想运动振子θh的角速度，ωm是假想辅助振子θm的角速度。 
接着，使第一相位差δθ1和第二相位差δθ2之间的差值δθ1-δθ 2变得最小来设定相关系数ε(图2/s133)。具体而言，就是根据下述式(2.5)，对左右分量依次设定作为(dφs/dt，d2φs/dt2)＝(0，+)的时刻(··，tid-1，tid，tid+1，··)(参考图4)的相关系数ε。 
ε(tid+1)＝ε(tid)-η{V(tid+1)-V(tid)} 
/{ε(tid)-ε(tid-1)}， 
V(tid+1)≡(1/2){δθ1(tid+1)-δθ2(tid)}2  ··(2.5) 
此处，η＝(ηL，ηR)的各分量是表示使第一相位差δθ1的左右各分量和第二相位差δθ2的左右各分量接近的位势V＝(VL，VR)的稳定性的系数。 
然后，根据相关系数ε，在假想辅助振子θm的固有角速度ωm一定的条件下，对于左右各分量，使第一及第二的差值δθ1-δθ2的各分量变得最小而根据下述式(2.6)来设定假想运动振子θh的角速度ωh(图2/s134)。 
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) 
此处，α＝(αL，αR)的各分量为表示系统稳定性的系数。 
然后，对左右各分量，基于假想运动振子θh的角速度ωh，将假想辅助振子θm的角速度ωm作为新的固有角速度ωM来设定(图2/s135)。具体而言，就是对左右各分量，根据下述式(2.7)使第二相位差δθ2接近目标相位差δθ0来设定假想辅助振子θm的角速度ωm＝(ωmL，ωmR)。 
ωm(tid) 
＝β∫dt·([4ε(tid)2-{ωh(tid)-ωm(t)}2) 
×sin[arcsin{(ωh(tid)-ωm(t))/2ε(tid) 
 }
-δθ0])··(2.7) 
此处，β＝(βL，βR)的各分量为表示系统稳定性的系数。 
接着，第二振子生成部140基于由运动振子测定部110测定的第二运动振子(股关节角度)φH和由固有角速度设定部130设定的新的固有角速度φM，按照“第二模式”来形成第二振子y＝(yL+，yL-，yR+，yR-)(图2/s140)。“第二模式”是表现多个神经要素等多个第二要素的关系的模式。具体地“第二模式”是产生对应输入振动信号而以基于该新的固有角速度ωM确定的角速度而时间性变化的输出振动信号(该第二要素的输出振动信号)的模式。第二模式用例如下述的联立微分方程式(3)(相当于“第二联立方程式)表示。该联立微分方程式中。更具体地说，就是第二模式包含有状态变量ui(i＝L+，L-，R+，R-)和反映神经要素i的适应效果的自抑制因子vi，其中，状态变量ui与支配左大腿部分别向弯曲方向(前方)及伸展方向(后方)的运动的神经要素L+及L-，以及支配右大 腿部分别向弯曲方向及伸展方向运动的神经要素R+及R-的膜电位的变动相对应。通过利用第二振子生成装置140将股关节角度(第二运动振子)φH作为该输入振动信号输入第二模式，从而生成第二振子y作为该输出振动信号。 
τIL+·duL+/dt 
＝-uL++wL+/L-yL-+wL+/R+yR+
-λLvL++f1(ωML)+f2(ωML)K(φHL)， 
τIL-·duL-/dt 
＝-uL-+wL-/L+yL++wL-/R-yR-
-λLvL-+f1(ωML)+f2(ωML)K(φHL)， 
τIR+·duR+/dt 
＝-uR++wR+/L+yL++wR+/R-yR-
-λRvR++f1(ωMR)+f2(ωMR)K(φHR)， 
τIR-·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) 
此处，τ1i是规定状态变量ui的变化特性的时间常数，对于左右各分量，如用下述式(3.1)表示的，具有对新的固有角速度ωM的依赖性。 
τ1i≡t(ωML)/ωML-γL(i＝L+，L-)，または 
t(ωMR)/ωMR-γR(i＝R+，R-)··(3.1) 
t(ω)是具有ω依赖性的系数。γ＝(γL，γR)是常数。 
另外，τ2i是规定自抑制因子vi的变化特性的时间常数。而wi/j(＜0)是用于将多个第二要素(神经要素)i及j的相关关系反映在按照第二模式生成的多个(第二要素的)输出振动信号的相关关系上的第二相关系数(常数)。第二相关系数wi/j可基于第一运动振子(肩关节角速度)dφ s/dt的幅度(振幅)及节奏(频率)、第二运动振子(股关节角度)φH的幅度(振幅)及节奏(角速度或频率)中的一部分或全部来设定。“λL ”及“λR”是谐振系数(慣れ係数)。K是与股关节角度φH相对应的反馈系数。 
“f1”及“f2”是分别用下述式(3.2)及(3.3)来定义的函数。 
f1(ω)≡c·ω(c＞0)    ··(3.2) 
f2(ω)≡c0+c1ω+c2ω2  ··(3.3) 
固有角速度ωM的函数f1(ωM)及f2(ωM)的系数c，c0，c1，c2设定为与第一运动振子(肩关节角速度)dφs/dt的幅度(振幅)及节奏(频率)、第二运动振子(股关节角度)φH的幅度及节奏以及第二运动振子(股关节角度)φH的幅度及节奏中的部分或全部相对应的系数。 
然后，辅助振子生成部150基于由第二振子生成部140生成的第二振子yi来生成辅助振子z(图2/s150)。具体而言，就是根据下述式(4)来生成辅助振子z。 
zL＝p+yL+-p-yL-， 
zR＝-p+yR++p-yR-  ··(4) 
此处，p+及p-表示活化性系数。 
而且，与由辅助振子生成部150生成的辅助振子z相对应的电流I＝(IL，IR)被从蓄电池208分别提供给驱动器210，使与驱动器210的动力对应的作用力F＝(FL，FR)作用于使用者的大腿部。 
其后，通过重复上述处理(图2/s111，s112，··，s150)，由步行辅助装置200赋予绕股关节的转矩，使用者进行步行。 
依照发挥上述功能的本发明的步行辅助装置200及其控制系统，首先通过将作为根据使用者的臂部(一个身体部位)的运动而时间性变化的参数的第一运动振子(肩关节角速度)dφs/dt作为输入振动信号输入第一模式，来生成作为第一模式的输出振动信号的第一振子x(图2/s120)。“第一模式”是一种通过生成与输入振动信号相互牵引而以基于固有角速度规定的角速度时间性变化的输出振动信号的模式。因此。根据第一模式生成的第一振子x用范德玻尔方程式(参考式(1))的特征即“相互牵引”效果来谐调与使用者的第一运动振dφs/dt的节奏，同时保持着基于固有角速度ωM而确定的自律性节奏或角速度进行振动。另一方面，第一振 子x可谋求使用者的运动节奏及步行辅助装置200的辅助节奏之间的谐调，同时，从使使用者的节奏与目标节奏相一致的观点来看，有可能与使用者的第一运动振子dφs/dt存在不和谐的相位差。因此，在从第一振子x直接生成辅助振子z的情况下，受该辅助振子z辅助的使用者的步行节奏有可能背离目标节奏。 
因此，新的固有角速度ωM根据使用者的第一运动振子dφs/dt和第一振子x之间的相位差即第一相位差δθ1而设定(图2/s130)。由此，新的固有角速度ωM在谋求与由第一运动振子dφs/dt确定的使用者的运动节奏的谐调的同时，从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的方式来辅助使用者的运动的观点来看，形成的是相当于合适的振子的角速度。另外，在随后通过以反映新的固有角速度ωM的形式重复新的第一振子x的生成(图2/s120)，来谋求第一运动振子dφs/d的节奏和第一振子x的节奏之间谐调，同时，能够逐渐减少第一运动振子dφs/dt和第一振子x之间相位差(第一相位差)δθ1偏离目标相位差δθ0的偏差。 
接着，通过将作为根据使用者的腿部(另一个身体部位)的运动而时间性变化的参数的第二运动振子(股关节角度)φH作为输入振动信号输入第二模式来生成作为第二模式的输出振动信号的第二振子y(2/s140)。“第二模式”是一种生成对应输入振动信号来而以基于固有角速度ωM乃至输出振动信号的时间常数τ1i(ωM)确定的角速度而时间性变化的输出振动信号的模式。于是，按照第二模式生成的第二振子y以基于该新的固有角速度确定的角速度ωM振动。而且，基于该第二振子y生成辅助振子z，使与该辅助振子z对应的作用力F作用于使用者的身体(图2/s150)。 
如上所述，以反映不同的身体部位即上肢(臂部(特别是上臂部))及下肢(腿部(特别是大腿部))各自的运动节奏的形式形成辅助振子z。由此，能够谋求与第一运动振子(肩关节角速度)dφs/dt及第二运动振子(股关节)φH分别对应的上肢及下肢的运动节奏的谐调，同时，能够以使使用者的运动节奏接近目标节奏的形式来辅助使用者运动。通过使用者的上肢及下肢各自的运动节奏和辅助振子的节奏的综合谐调，能够将步行辅助装置200的辅助节奏调谐到使用者的运动节奏，而且能够使使用者的运动节奏也调谐到步行辅助装置200的辅助节奏来谋求使用者(人)和 装置(机械)之间的谐调(相互的牵引)。 
综上所述，依照本发明的步行辅助装置200，能够谋求使用者不同的身体部位各自的运动节奏和辅助该使用者的运动的节奏之间的综合性谐调，同时，从使用者的运动节奏接近作为目的的节奏的观点来看，能够保持适当的节奏来辅助使用者的运动。 
另外，在上肢适合其运动功能未降低的正常的身体部位，另一方面下肢适合其运动功能降低的产生异常的身体部位的情况下，下肢的活动(大腿部的前后运动)受上肢的活动(上臂部向前后的摆臂运动)支配，同时，能达到使上肢的活动与下肢的活动相谐调这一相互牵引效果。 
再者，在下肢适合其运动功能未降低的正常的身体部位，另一方面上肢适合其运动功能降低的产生异常的身体部位的情况下，上肢的活动(上臂部向前后的摆臂运动)受下肢的活动(大腿部的前后运动)支配，同时，能达到使下肢的活动与上肢的活动相谐调这一相互牵引效果。 
另外，能够将与使用者实际的运动有关的多个第一要素的定性关系反映在表示根据第一模式生成的多个输出振动信号的相关关系的第一相关系数g上(参考式(1))。另外，多个第一要素的相关关系(第一相关系数g)可根据与使用者的上肢及下肢各自的运动相对应的第一运动振子dφs/dt及第二运动振子φH各自的幅度及节奏中的一部分或全部来调节。这样，可根据反映在第一运动振子dφs/dt及第二运动振子φH各自的节奏等上的现实的多个第一要素间的相关关系，来生成适当的第一振子x(图2/s120)。例如，在假定左右上肢为现实的多个第一要素的情况下，可以用反映在使左右上肢交替前后动作等的定性关系的形式来形成第一振子x。因此，能够根据该关系来适当设定辅助使用者运动的辅助振子Z的节奏。 
再者，还能够将与使用者实际的运动有关的现实的多个第二要素的相关关系反映在根据第二模式而生成的多个(第二要素)输出振动信号的相关关系的第二相关系数wi/j上(参考式(3))。另外，这些多个第二要素的相关关系(第二相关系数wi/j)可根据与使用者的上肢及下肢各自的运动相对应的第一运动振子dφs/dt及第二运动振子φH各自的幅度及节奏中的一部分或全部来调节。这样，可根据反映在第一运动振子dφs/dt及第 二运动振子φH各自的节奏等上的现实的多个要素间的关系，来生成适当的第二振子y(图2/s140)。例如，在假定使用者的多个神经(神经元)为现实的多个要素的情况下，可以用反映在支配不同的身体部位运动的多个神经元的定性关系等的形式来形成第二振子y。因此，能够根据该关系来适当设定辅助使用者运动的辅助振子z的节奏。 
使用图5及图6来说明与本发明的步行辅助装置200的上述作用效果有关的实验结果。该实验是以反映与正常的左右上肢的活动相对应的第一运动振子dφs/dt的形式，在辅助因发生异常而使运动功能降低的左右下肢的活动的状态下进行的。 
图5表示第二运动振子(股关节角度)φH和辅助振子z的相位差的时间性变化的情况。该相位差与目标相位差δθ0大致一致。其含义是，步行辅助装置200的步行运动辅助节奏从与使用者的下肢(大腿部)的运动节奏的该目标相位差δθ0相对应的谐调的观点来看，设定到了合适的节奏。 
图6表示第二运动振子φH和辅助振子z各自的周期。两振子的周期都与适应第一运动振子dφs/dt的周期的目标周期T0大致一致。其含义是，从反映在第一运动振子dφs/dt上的上肢的运动节奏、反映在第二运动振子φH上的下肢的运动节奏、步行辅助装置200的辅助节奏的综合谐调这一观点来看，是用适当的节奏来辅助使用者的下肢(特别是大腿部)的活动。 
需要说明的是，在上述实施方式中，测定肩关节角速度dφs/dt作为第一运动振子，且测定股关节角度φH作为第二运动振子(图2/s1112)。作为与此有别的实施方式，也可以用肩关节角度及膝关节、踝关节、肩关节、肘关节等的角度及角速度、使用者的落地声、呼吸声、断续的发声等反映使用者的身体部位的运动节奏，来测定变化的各种振子作为第一运动振子，测定与第一运动振子有关的身体部分的不同的身体部位的关节角度及角速度、落地声作为第二运动振子。 
在上述实施方式中，以反映使步行辅助装置200的作用力F作用的与身体部位(下肢)的活动相对应的第二运动振子(股关节角度)φH的节 奏，和与使步行辅助装置200的作用力F不作用的身体部位(上肢)的活动相对应的第一运动振子(肩关节角速度)dφs/dt的节奏这两者的形式，来生成辅助振子z。作为与此有别的实施方式，也可以以反映与使步行辅助装置200的作用力F作用的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏，和与使步行辅助装置200的作用力F不作用的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏这两者的形式，来生成辅助振子z。 
依照这种其他的实施方式的步行装置200，可以用反映使步行辅助装置200的作用力F作用的身体部位的活动节奏(第一运动振子的节奏或者角速度)和使步行辅助装置200的作用力F不作用的身体部位的活动节奏(第二运动振子的节奏或者角速度)这两者的形式，来生成辅助振子。 
由此，例如由于发生异常使运动功能降低，所以从与受步行装置200辅助的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏、与正常的身体部位对应的第二运动振子的节奏、步行辅助装置200的运动辅助节奏这三者的综合谐调的观点来看，可保持适当的节奏来辅助发生该异常的身体部位的活动。该例中，实现了正常的身体部位的活动受发生了异常的身体部位的活动的支配，同时，使发生了异常的身体部位的活动谐调到正常的身体部位的活动这一相互牵引效果。 
另外，例如虽然正常，但从与受步行装置200的力F辅助的身体部位的活动相对应的第一运动振子的节奏、虽然发生异常使运动功能减低但与不受步行装置200的力F辅助的身体部位的活动相对应的第二运动振子的节奏、步行辅助装置200的运动辅助节奏这三者的综合谐调的观点来看，可保持适当的节奏来辅助该正常的身体部位的活动。该例中，实现了发生异常的身体部位的活动受正常的身体部位的活动的支配，同时，使正常的身体部位的活动谐调到发生了异常的身体部位的活动这一相互牵引效果。 
在上述实施方式中，作用于使用者的左右大腿部的力(绕股关节的扭矩)F作为对应于辅助振动子z的力辅助使用者的步行运动，但作为其它实施方式，绕膝关节、足关节、肩关节、肘关节、手根关节等各种关节的扭矩等作用于使用者的各个身体部分的力F也可以作为对应于辅助振动子z的力辅助使用者的运动。扭矩F作用的关节的组合也可以根据使用者进 行各种变更。 
作为测定对象的第一及第二运动运动振子的种类越多，与由范德波尔方程式等生成的第一振子x相对应的非线性微分方程式(式(1))，及与生成的第二振子y1相对应的非线性微分方程式(式(3))中的相关相就越多，而通过该相关系数的调节，可实现按照使用者的身体的各种运动的部位的活动更严密的运动辅助。 
在上述实施方式中，第二模式中，基于利用固有角速度设定装置130根据作为对应使用者的右臂部的活动而时间性变化的参数的右肩关节角速度(第一运动振子)dφSR/dt来设定的固有角速度ωMR，来确定作为确定向使用者的右腿部的作用力FR的辅助振子zR的基础的输出振动信号(第二振子)yR+及yR-各自的时间常数τR+及τR-以及基于该时间常数τR+及τR-的各自的角速度，而且，基于利用固有角速度设定装置130根据作为对应使用者的左臂部的活动而时间性变化的参数的左肩关节角速度(第一运动振子dφSL/dt来设定的固有角速度ωML，来确定作为确定向使用者的左腿部的作用力FL的辅助振子zL的基础的输出振动信号(第二振子)yL+及yL-各自的时间常数τL+及τL-以及基于该时间常数τL+及τL-的各自的角速度。按照该第二模式生成第二振子y(参照式(3)、(3.1)、(3.2))。其他实施方式，也可以按照下述这样的第二模式来生成第二振子y，即，基于利用固有角速度设定装置130根据作为对应使用者的右臂部的活动而时间性变化的参数的右肩关节角速度(第一运动振子)dφSR/dt来设定的固有角速度ωMR，来确定作为确定向使用者的左腿部的作用力FL的辅助振子zL的基础的输出振动信号(第二振子)yL+及yL-各自的时间常数τL+及τL-以及基于该时间常数τL+及τL-的各自的角速度，而且，基于利用固有角速度设定装置130根据作为对应使用者的左臂部的活动而时间性变化的参数的左肩关节角速度(第一运动振子)dφSL/dt来设定的固有角速度ωML，来规定作为确定向使用者的右腿部的作用力FR的辅助振子zR的基础的输出振动信号(第二振子)yR+及yR-各自的时间常数τR+及τR-以及基于该时间常数τR+及τR-的各自的角速度。 
在步行运动及跑步运动等运动时，绕左肩关节的臂部(上肢)的运动节奏和绕右股关节的腿部(下肢)的运动节奏大致保持稳定的关系，且绕右肩关节的臂部的运动节奏和绕左股关节的腿部的运动节奏大致保持稳定的关系，以使身体自然活动，从这一点来看对使用者是很理想的。即，使左臂的活动和右腿的活动谐调，且使右臂的活动和左腿的活动谐调，以进行自然行走，从这一点来看对使用者是很理想的。
依照该其他的实施方式的步行辅助装置200，根据这一点，适应使用者的臂部(特别是上臂部)向前后的摆臂动作的运动节奏、适应该臂部左右相反侧的腿部(特别是大腿部)向前后的动作的运动节奏、运动辅助装置的运动辅助节奏这三者谐调的观点来看，可用适当的节奏来辅助臂部向前后的摆臂动作或腿部向前后的动作。 
上述实施方式中，是根据式(4)来生成辅助振子z，但作为其他的实施方式，在使使用者的运动节奏接近目标节奏的基础上，也可以为了使运动幅度接近目标幅度而按照下述这样的次序来生成辅助振子z。 
即，首先按照下述式(5)生成第一辅助振子z1。 
z1L＝g1+(ωML)g+(φHL)yL+-g1-(ωML)g-(φHL)yL-， 
z1R＝g1+(ωMR)g+(φHR)yR+-g1-(ωMR)g-(φHR)yR-  ··(5) 
此处，“g1+”“g1-”“g+”及“g-”是分别由下述式(5.1)～(5.4)定义的函数。 
g1+(ω)≡∑kak+ωk(ak+：系数，k＝0～3)    (5.1) 
g1-(ω)≡∑kak-ωk(ak-：系数，k＝0～3)    (5.2) 
g+(φ)≡c1+(φ-φ0+)+c2+(φ-φ0+)3
(c1+，c2+：系数，φ0-：弯曲方向的股关节角度φH的目标值)    (5.3) 
g-(φ)≡c1-(φ-φ0-)+c2-(φ-φ0-)3
(c1-，c2-：系数，φ0-：伸展方向的股关节角度φH的目标值)    (5.4) 
第一辅助振子z1是以第一系数g1+及g1-分别作弹簧系数(弹性系数)的、作为由图7所示的两个假想的弹簧G1+及G1-产生的弹性来把握的。第一系数g1+及g1-指定为，根据固有角速度ωM使股关节角度(与使用者的运动幅度对应的第二运动振子)φH，接近与使用者的目标运动幅度对应的目标值φ0+(＞0)及φ0-(＜0)的第一位势(假想的弹簧(弹性要素)的位势)斜率(参考式(5.1)、(5.2))。即，第一辅助振子z1是以 与第一位势对应的第一系数g1+及g1-作弹性系数(弹簧系数)，且作为使股关节角度φH复原到目标值φ0+、φ0-的由假想的弹簧等弹性要素产生的弹力来表示的。由此，可保持着从肌肉的收缩状态向伸展状态移动时的弹力等反映使用者的身体的弹性要素的节奏及幅度来辅助使用者运动。 
另外，由其他假想的弹簧G1+产生的弹力，按照其弹簧系数g1+以使股关节角度φH接近目标值φ0+的形式作用于使用者的大腿部(参考式(5))。即，在股关节角度φH达不到目标值φ0+的情况下，由弹簧G1+产生的弹力，以在使股关节角度φH增加的方向(前方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。另外，在股关节角度φH超出目标值φ0+的情况下，由弹簧G1+产生的弹力，以在使股关节角度φH减小的方向(后方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。 
由另一种假想的弹簧G1-产生的弹力，按照其弹簧系数g-以使股关节角度(作为表示使用者的运动幅度的参数的第二运动振子)φH接近目标值φ0-的形式作用于使用者的大腿部(参考式(5))。即，在股关节角度φH超出目标值φ0-的情况下，由弹簧G1-产生的弹力，以在使股关节角度φH减小的方向(后方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。另外，在股关节角度φH低于目标值φ0-的情况下，由弹簧G1-产生的弹力，以在使股关节角度φH增加的方向(前方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。 
另外，按照下述式(6)来生成第二辅助振子z2。 
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) 
此处，“g2+”“g2-”“H+”及“H-”是分别由下述式(6.1)～(6.4)定义的函数。 
g2+(ω)≡∑kbk+ωk   (bk+：係数，k＝0～3)  ··(6.1) 
g2-(ω)≡∑kbk-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) 
第二辅助振子z2是以第二系数g2+及g2-分别作阻尼系数(衰减系数)的、作为由图7所示的两个假想的阻尼器G2+及G2-作用于使用者的左右大腿部来把握的。即，第二辅助振子z2是以与第二位势对应的第二系数g2+及g2-作减数系数(阻尼系数)，且按照股关节角速度(与使用者的运动幅度对应的第二运动振子的时间微分值)dφH/dt，作为由抑制股关节角度φH的绝对值的增大的假想的阻尼器等衰减要素产生的衰减力来表示的。由此，可保持着从肌肉的伸展状态向弯曲状态移动时的粘性力等反映使用者的身体的衰减要素的节奏及幅度来辅助使用者运动。 
另外，由另一假想的阻尼器G2+产生的衰减力，按照其阻尼系数g2+和股关节角速度dφHL/dt，以抑制向前曲(弯曲侧)的股关节角度φH的绝对值增大的形式作用于使用者的大腿部(参考式(6))。即，由阻尼器G 2+产生的衰减力，以抑制向大腿部的前方过度运动的形式作用于该大腿部 
另外，由另一种假想的阻尼器G2-产生的弹力，按照其阻尼系数g2-和股关节角速度dφHL/dt，以抑制向后侧(伸展侧)的股关节角度φH的绝对值增大的形式作用于使用者的大腿部(参考式(6))。即，由阻尼器G 2-产生的衰减力，以抑制向大腿部的后方过度运动的形式作用于该大腿部 
另外，第二辅助振子z2中包含有作为股关节角度φH的函数的阶梯函数H+，H-。因此，可避免两个假想的阻尼器G2+及G2-各自的衰减力相互抵消的情况。 
而且，通过合成由辅助振子生成部150生成的第一辅助振子z1和第二辅助振子z2来生成辅助振子z(z＝z1+z2)。 
依照该其他的实施方式的步行辅助装置200，根据下述的原因，能够以使使用者的运动幅度接近目标幅度的形式来辅助(辅助)使用者的步行运动等项运动。 
包含于第一辅助振子z1的第一系数g1+及g1-表示用于使使用者的股关节角度(第二运动振子)φH接近其目标值φ0+、φ0-的第一位势假想的弹簧的弹性系数。第一系数g1+及g1-是与固有角速度ωM(＝假想辅助振子θm的角速度ωm)相对应的(参考式(5.1)(5.2))。固有角速度ωM如上所述可谋求与使用者的运动节奏的谐调，同时从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的形式辅助使用者运动的观点来看，其相当于适当的振子的角速度。 
再者，包含于第二辅助振子z2的第二系数g2+及g2-与抑制使用者的股关节角度φH的绝对值增大的假想的弹簧的阻尼系数。。固有角速度ωM如上所述可谋求与使用者的运动节奏的谐调，同时从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的形式辅助使用者运动的观点来看，其相当于适当的振子的角速度。 
因此，通过以反映与固有角速度ωM对应的第一系数g1+(ωM)及g1-(ωM)的形式生成第一辅助振子z1，且以反映与固有角速度ωM对应的第二系数g2+(ωM)及g2-(ωM)的形式生成第二辅助振子z2，能够谋求使用者的运动节奏和辅助振子z的节奏的谐调以及使用者的运动节奏和目标节奏的一致，同时，能够以使使用者的运动幅度接近目标幅度的形式来辅助使用者运动。 
股关节角度φH的目标值φ0+及φ0-也可以通过操作设置于步行辅助装置200的设定按钮(图示略)，按照作为使用者设定的“目标”的“步幅”，根据包括使用者的股关节角度φH在内的腿部姿势的几何学条件来设定。 
另外，分别包含于固有角速度φH的函数即第一系数g1+(ωM)及g1-(ωM)的系数ak+及ak-，也可以基于第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的部分或全部来设定。由此，可保持反映在第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的一部分或全部的、肌肉从收缩状态向伸展状态运动时的弹力等反映使用者的身体部位的弹性要素的特性的节奏及幅度，来辅助使用者运动。 
再者，分别包含于固有角速度ωM的函数即第二系数g2+(ωM)及g2-(ωM)的系数bk+及bk-，也可以基于第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的一部分或全部来设定。由此，可保持反映在第一及第二运动振子各自的幅度及节奏中的部分或全部的、肌肉从伸展状态向伸展收缩状态运 动时的粘性力等反映使用者的身体部位的衰减要素的特性的节奏及幅度，来辅助使用者运动。 
作为本发明的其他的实施方式的步行辅助装置200的控制系统，也可以具备对使用者的运动状态及生理状态中的一方或两者进行测定的状态测定部，和按照由状态测定部判断的使用者的运动状态及生理状态中的一方或两者来设定目标相位差δθ0的目标相位差设定部。使用者的“运动状态”可包括上升到坡及台阶的上升步行状态、在大致平坦地面进行步行的平地步行状态、从坡及台阶上下来的下降步行状态、快速步行的跑步状态、慢速步行的散步状态等。而使用者的“生理状态”可包括高疲劳度状态、低疲劳度状态、心率及出汗量多的状态及心率及出汗量小的状态等。 
依照该构成的运动辅助装置，可以用使使用者的肩关节角速度(第一运动振子)dφs/dt和第一运动振子x之间的相位差，接近与使用者的“步行状态”相对应的目标相位差δθ0的形式来辅助使用者运动。由此，可按照使用者的步行状态的变动，从使用者的运动节奏接近目标节奏的观点来看，可用适当的节奏来辅助使用者的运动。 
使用者的步行状态(运动状态)例如按下述这样的次序来测定。 
即，由存储器读取使用者的步行状态和由n个运动振子绘制在n维空间的轨迹图形之间的对应关系。在此基础上，根据该对应关系和包括由运动振子测定部110测定的股关节角度φH在内的由n个运动振子绘制在n维空间的轨迹图案，来测定使用者的“步行状态”。作为步行状态测定用的运动振子，也可以测定按节奏变化的各种参数，其中节奏与使用者的股关节角速度dφs/dt及膝关节、踝关节、肩关节、肘关节的角度及角速度、角加速度、腿部的一部分位置、乃至步行者的落地声、呼吸声、有意图的发生等步行节奏相关联。 

Claims (12)

1.一种运动辅助装置，该运动辅助装置是用于通过使对应辅助振子而时间性变化的作用力作用于使用者的身体来辅助使用者的运动的装置，其特征在于，所述运动辅助装置具备：
运动振子测定装置，该运动振子测定装置测定作为与所述使用者的两个不同的身体部位的活动对应而时间性变化的参数的运动振子，将其分别作为第一及第二运动振子；
第一振子生成装置，该第一振子生成装置对生成通过与输入振动信号相互牵引而以基于固有角速度确定的角速度时间性变化的输出振动信号的第一模式，输入由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子作为所述输入振动信号，从而作为所述输出振动信号生成第一振子；
固有角速度设定装置，该固有角速度设定装置以使由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子和由所述第一振子生成装置生成的所述第一振子之间的相位差即第一相位差接近目标相位差的方式来重新设定所述固有角速度；
第二振子生成装置，该第二振子生成装置对基于输入振动信号而生成以基于由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度确定的角速度时间性变化的输出振动信号的第二模式，输入由所述运动振子测定装置测定的所述第二运动振子作为所述输入振动信号，从而作为所述输出振动信号生成第二振子；
辅助振子生成装置，该辅助振子生成装置基于由所述第二振子生成装置生成的所述第二振子来生成所述辅助振子。
2.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述运动振子测定装置测定与所述作用力不作用的身体部位的活动对应而时间性变化的参数作为所述第一运动振子，并测定与所述作用力作用的身体部位的活动对应而时间性变化的参数作为所述第二运动振子。
3.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述运动振子测定装置测定与所述作用力作用的身体部位的活动对应而时间性变化的参数作为所述第一运动振子，并测定与所述作用力不作用的身体部位的活动对应而时间性变化的参数作为所述第二运动振子。
4.如权利要求1～3任一项所述的运动辅助装置，其特征在于，所述运动振子测定装置测定所述使用者的上肢的关节角度或其时间微分作为所述第一运动振子，并测定所述使用者的下肢的关节角度或其时间微分作为所述第二运动振子，
或者，测定所述使用者的下肢的关节角度或其时间微分作为所述第一运动振子，并测定所述使用者的上肢的关节角度或其时间微分作为所述第二运动振子。
5.如权利要求1～3中的任一项所述的运动辅助装置，其特征在于，
所述第二模式是：基于由所述固有角速度设定装置基于作为与所述使用者的右臂部的活动对应而时间性变化的参数的所述第一运动振子而设定的所述固有角速度，确定决定作用于所述使用者的左腿部的作用力的作为所述所述辅助振子的基础的所述输出振动信号的角速度，并且，基于由所述固有角速度设定装置基于作为与所述使用者的左臂部的活动对应而时间性变化的参数的所述第一运动振子而设定的所述固有角速度，确定决定作用于所述使用者的右腿部的作用力的作为所述所述辅助振子的基础的所述输出振动信号的角速度的模式，
所述第二振子生成装置根据所述第二模式生成所述第二振子。
6.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述第一模式通过第一联立方程式表示，该第一联立方程式含有将通过分别与多个所述输入振动信号相互牵引而以基于所述固有角速度确定的角速度时间性变化的多个所述输出振动信号的各个乘以第一相关系数的项，
所述运动振子测定装置测定多个所述第一运动振子，
所述第一振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来调节所述第一相关系数，同时，以由所述运动振子测定装置测定的所述多个第一运动振子作为所述多个输入振动信号输入到所述第一模式，从而作为所述多个输出振动信号生成多个所述第一振子。
7.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述第二模式通过第二联立方程式表示，该第二联立方程式含有将根据多个所述输入振动信号而以由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度确定的角速度振动的多个所述输出振动信号乘以第二相关系数的项，
所述运动振子测定装置测定多个所述第二运动振子，
所述第二振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来调节所述第二相关系数，同时，以由所述运动振子测定装置测定的所述多个第二运动振子作为所述多个输入振动信号输入到所述第二模式，从而作为所述多个输出振动信号生成多个所述第二振子。
8.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述固有角速度设定装置基于所述第一相位差来以使作为假想模式中的假想的两个振动信号的两个振子的相位差即第二相位差接近所述目标相位差的方式，设定该两个振子中的一个振子的角速度作为新的固有角速度，
所述假想模式通过含有将所述两个振子乘以相关系数的项的联立方程式表示，
所述固有角速度设定装置具有：
相关系数设定装置，该相关系数设定装置基于所述第一相位差来设定所述相关系数；
第一角速度设定装置，该第一角速度设定装置基于由所述相关系数设定装置设定的所述相关系数，以使所述第一相位差和所述第二相位差的差为最小的方式来设定所述两个振子中的一个振子的角速度；
第二角速度设定装置，该第二角速度设定装置基于由所述第一角速度设定装置设定的角速度，以使所述第二相位差和所述目标相位差之差为最小的方式，设定所述两个振子中的另一个振子的角速度作为新的固有角速度。
9.如权利要求1所述的运动辅助装置，其特征在于，所述运动振子测定装置测定所述第二运动振子作为与所述使用者的活动对应而时间性变化且表示所述使用者的运动幅度的参数，
所述辅助振子生成装置根据由所述第二振子生成装置生成的所述第二振子和由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度，生成具有第一辅助振子的辅助振子，该第一辅助振子表现用于使由所述运动振子测定装置测定的所述第二运动振子接近与所述使用者的目标运动幅度对应而确定的目标值的假想的弹性要素的弹性力。
10.如权利要求9所述的运动辅助装置，其特征在于，所述辅助振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的第一及第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来设定作为所述假想的弹性要素的弹性系数的、由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度的函数即第一系数，同时生成包含作为所述第一系数、所述第二运动振子的值及目标值的偏差的函数和所述第二振子的积而算出的振子的所述第一辅助振子。
11.如权利要求9所述的运动辅助装置，其特征在于，所述辅助振子生成装置根据由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度和由所述运动振子测定装置测定的所述第二运动振子的时间微分值，来生成包含表现用于抑制该第二运动振子的绝对值的增大的假想的衰减要素的衰减力的第二辅助振子的辅助振子。
12.如权利要求11所述的运动辅助装置，其特征在于，所述辅助振子生成装置基于由所述运动振子测定装置测定的所述第一运动振子及所述第二运动振子各自的振幅及角速度中的一部分或者全部来设定作为所述假想的衰减要素的衰减系数的、由所述固有角速度设定装置设定的所述固有角速度的函数即第二系数，同时生成包含作为所述第二系数、所述第二运动振子的时间微分值的函数及第二振子的积而算出的振子的所述第二辅助振子。
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