CN101242879B - 运动引导装置及其控制系统与控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种运动引导装置及其控制系统与控制程序，其即使在使用者的运动节奏发生突然变化时，也能保持对应了该变化后的运动节奏的适当的节奏来引导使用者的运动。依照本发明的步行辅助装置(200)，能够形成髋关节角速度(运动振子)dφs/dt和以反映固有角速度ωM的形式相互牵引的第一振子x。另外，根据髋关节角速度dφH/dt和第一振子x间的相位差θHM来设定新的固有角速度ωM。而且，生成按反映固有角速度ωM的节奏进行振动的第二振子y。随后，基于第二振子y生成引导振子，将对应引导振子z的转矩作用于使用者身体。另外，当髋关节角速度dφs/dt的周期变化的大小超过阀值δ时，反映了取代固有角速度ωM的第一振子x的角速度ωM1的节奏而振动的第二振子y。

Description

运动引导装置及其控制系统与控制方法 
技术领域
本发明涉及一种用于引导使用者运动的装置、控制该装置的系统及对该装置附属的计算机赋予该装置的控制功能的方法。 
提案有一种装置，其通过对使用者的身体赋予绕腿部关节(髋关节、膝关节、脚关节)的转矩来辅助该使用者的行走运动(例如，参照日本特开2003-135543号公报)。另外，还提案有一种系统，变化追踪使用者行走运动节奏，同时，以使行走辅助装置的行走辅助节奏保持自律性的方式来控制该行走辅助装置(例如，参照日本特开2004-073649号公报)。 
但是，当使用者突然改变其行走运动节奏时，行走辅助装置的行走辅助节奏不会追随所述突然的变化，可能会导致使用者感到不适和不安等状况。即，引导使用者运动的节奏并不追随该使用者的运动节奏的突然变化，而导致使用者感到不适。 
因此，本发明的目的在于，提供一种装置、可控制装置的系统以及对附属于运动引导装置的计算机赋予该装置的控制功能的程序，其中该装置即使在使用者的运动节奏发生突然变化时，也能保持对应了该变化后的运动节奏的适当的节奏来引导使用者的运动， 
用于解决上述课题的本发明的运动引导装置，其是用于根据引导振子引导使用者的运动的装置，其特征在于，具备： 
运动振子测定装置，其测定使用者的运动振子； 
第一振子生成装置，其生成以反映固有角速度的形式与由运动振子测定装置测定的运动振子相互牵引的第一振子； 
固有角速度设定装置，其基于由运动振子测定装置测定的运动振子和由第一振子生成装置生成的第一振子间的相位差来设定新的固有角速度； 
第二振子生成装置，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定装置设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子；和 
引导振子生成装置，其基于由第二振子生成装置生成的第二振子生成引导振子， 
并且，当由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小大于阀值时，第二振子生成装置生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定装置设定的固有角速度，而由运动振子测定装置测定的运动振子的角速度和由第一振子生成装置生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。 
根据本发明的运动引导装置，当使用者运动节奏的变化较小时，即运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，由如下方式引导使用者的运动。另外，在使用者的“运动”中，包括步行、跑动、与做工相随的手工操作等各种运动。 
首先生成“第一振子”，该“第一振子”利用“相互牵引”的效果与使用者的运动振子的节奏谐调，同时，以反映固有角速度的自律性节奏振动。此处，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。另一方面，该第一振子利用使用者的运动节奏和运动引导装置来谐调引导节奏，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运动振子不合适的相位差。因此，在从第一振子直接生成引导振子的情况下，由该引导振子所引导的使用者的运动节奏有可能背离目标节奏。 
因此，“新的固有角速度”根据使用者的运动振子和第一振子之间的相位差来设定。由此，新的固有角速度，不但谋求与由运动振子确定的使用者的运动节奏的、对应了目标相位差的谐调，而且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运动的观点来看，相当于合适的振子的角速度。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，就能够谋求第一振子的节奏和运动振子的节奏之间的谐调，同时，能够逐渐减少运动振子和第一振子之间的相位差的来自目标相位差的偏差。由此，即使在使用者的运动节奏发生突然变化时，也不会将引导振子对于该变化的追随性给使用者以不适感的观点来看是合适的，并能够使使用者的运动节奏以适度的步调逐渐与目标节奏相一致。 
接着，以反映该新的固有角速度的节奏的形式形成“第二振子”，并基于第二振子生成“引导振子”，由此，能够在谐调由该引导振子引导的使用者运动节奏与引导振子的节奏的同时，使使用者的运动节奏与目标节奏相一致。通过使用者的运动节奏与引导振子的节奏的谐调，运动引导装置的引导节奏谐调至使用者的运动节奏，且使用者的运动节奏也调和成运动引导装置的引导节奏的形式来实现使用者(人)和装置(机械)之间的谐调(相互靠近)。 
另一方面，当使用者的运动节奏的变化较大时，即运动振子的周期变化的大小超过阀值时，取代“固有角速度”而基于“运动振子的角速度”及“第一振子的角速度”中的一方或两者生成第二振子。 
基于运动振子的角速度生成第二振子时，可以省略第一振子的生成以及固有角速度的设定处理。在基于第一运动振子的角速度、或运动振子的角速度以及第一振子的角速度生成第二振子时，可以省略固有角速度的设定处理。这样，由于在使用者的运动节奏变化较小时执行的一部分处理被省略，从测定运动振子开始，到生成引导振子、并将该引导振子提供给使用者为止的时间得到减缩。 
但是，由运动振子或第一振子直接生成引导振子时，运动引导装置的引导节奏对应于使用者运动节奏的突然变化而过分背离于运动节奏，有可能导致使用者感到明显不适。该种情况在使用者的运动节奏的变化较大、使用者的运动节奏大幅度背离于目标节奏的可能性较大的状况下，更为显著。 
因此，如上所述根据运动振子的角速度以及第一振子的角速度中的一方或两者生成第二振子，通过基于该第二振子生成“引导振子”，可抑制运动节奏与引导节奏间明显的背离。 
另外，运动振子的角速度中直接反映了使用者的运动节奏。而且，如 上所述利用与运动振子的“相互牵引”效果在谐调运动振子的节奏的同时，保持着反映固有角速度的自律性节奏而振动的第一振子的角速度中也极强地反映有使用者的运动节奏。因此，反映了运动振子的角速度以及第一振子的角速度中一方或两者的第二振子的节奏成为反映了突然产生变化的使用者运动节奏的一种节奏。所以，通过基于该第二振子生成“引导振子”，而从该引导振子的节奏在实现与使用者的运动节奏的谐调的同时、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运动的观点来看，可以说是一种合适的节奏。 
如上所述，依照本发明的运动引导装置，即使在使用者的运动节奏发生突然的变化，可以保持对应该变化后的运动节奏的适当节奏来引导使用者的运动。 
另外，本发明的运动引导装置特征在于，还具备状态测定装置和阀值设定装置，其中，状态测定装置测定使用者的运动状态及生理状态中一方或两者；阀值设定装置根据由状态测定装置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所述阀值。 
根据本发明的运动引导装置，鉴于根据使用者的“运动状态”及“生理状态”具有将运动引导装置的引导节奏对使用者的运动节奏的变化的对应性设为较高时才好和将该对应性设为较低才好的情况，根据使用者的“运动状态”及“生理状态”中一方或两者来设定阀值。 
其中，当使用者的运动节奏的变化较大时，即运动振子的周期变化的大小超过该阀值时，如上所述可以在省略固有角速度的设定处理等的基础上生成引导振子。另外，生成不反映固有角速度、而是反映运动振子的角速度以及第一振子的角速度中的一方或两者的节奏来进行振动的第二振子，并基于该第二振子生成“引导振子”。因此，对应于使用者运动节奏变化的运动引导装置的引导节奏的对应性会针对该使用者的运动状态和生理状态被适当调节。 
另外，使用者的“运动状态”中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。同时，使用者的“生理状态”中可包括高疲劳度状态、低疲劳度状态、心率高及出汗量 多的状态及心率低及出汗量小的状态等。 
另外，本发明提供的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置根据由第二振子生成装置生成的第二振子和由固有角速度设定装置设定的固有角速度，生成具有第一引导振子的引导振子，该第一引导振子包含使由运动振子测定装置测定的与使用者的运动的幅度对应的运动振子接近与使用者运动的目标幅度对应的目标值的第一位势。 
根据本发明的运动引导装置，“第一引导振子”包含第一位势，该第一位势用于使与使用者的运动幅度对应的运动振子接近其目标值。第一位势，可实现与使用者的运动节奏的谐调，同时，与相当于下述振子角速度的新的固有角速度对应，该振子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合适的振子。因此，通过生成包含第一引导振子的引导振子，可谋求使用者的运动节奏与引导振子的节奏的谐调，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运动振子的值接近目标值的方式、即以使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，本发明提供的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置生成包含第一系数、第一运动振子的值与目标值间的偏差的函数及与第二振子的积的第一引导振子，其中，第一系数作为由固有角速度设定装置设定的固有角速度的函数与第一位势对应。 
依照本发明的运动引导装置，第一引导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)，且将与使用者的运动幅度对应的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。这样，以反映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，本发明提供的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置根据由固有角速度设定装置设定的固有角速度和由运动振子测定装置测定的与使用者的运动幅度对应的运动振子的时间微分值，来生成包含抑制该运动振子的绝对值增大的第二位势的第二引导振予。 
依照本发明的运动振子辅助装置，“第二引导振子”包含有用于抑制与使用者的运动幅度相对应的运动振子的绝对值增大的第二位势。第二位势可谋求与使用者的运动节奏的谐调，同时对应于新的固有角速度，该新的固有角速度，从以使使用者的运动节奏与目标节奏相一致的的方式来引导使用者运动的观点来看是相当于合适的振子的角速度。因此，通过生成包含有第二引导振子的引导振子，可谋求使用者的运动节奏与引导振子的节奏的谐调以及使用者的运动节奏与目标节奏的一致，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来抑制该运动振子的绝对值增大，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，本发明提供的运动引导装置，其特征在于，辅助振子生成装置生成包含第二系数、与使用者的运动幅度对应的运动振子的时间微分值的函数及与第二振子的积的第二引导振子，其中，第二系数作为由固有角速度设定装置设定的固有角速度的函数与第二位势对应。 
依照本发明的运动引导装置，第二引导振子以与第二位势对应的第二系数作递减系数(阻尼系数)，且作为抑制第二运动振子的绝对值增大的、假想的阻尼器等的衰减要素的衰减力来表现。这样，以反映肌肉从伸展状态向弯曲状态转移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。 
本发明提供一种控制系统，其用于解决上述课题，该控制系统是控制对应引导振子引导使用者运动的装置的一种系统，其特征在于，具备： 
运动振子测定装置，其测定使用者的运动振子； 
第一振子生成装置，其生成以反映固有角速度的形式与由运动振子测定装置测定的运动振子相互牵引的第一振子； 
固有角速度设定装置，其基于由运动振子测定装置测定的运动振子和由第一振子生成装置生成的第一振子间的相位差来设定新的固有角速度； 
第二振子生成装置，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定装置设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子；和 
引导振子生成装置，该引导振子生成装置基于由第二振子生成装置生成的第二振子来生成引导振子， 
并且，当由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀 值以上时，第二振子生成装置生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定装置设定的固有角速度、而由运动振子测定装置测定的运动振子的角速度和由第一振子生成装置生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。 
根据本发明的控制系统，即使在使用者的运动节奏发生突然变化的情况下，也会以保持对应了该变化后的运动节奏的适当的节奏控制使用者运动的方式来控制运动引导装置。 
本发明提供一种用于解决上述课题的方法，根据引导振子来引导使用者的运动，其特征在于，包括如下步骤： 
运动振子测定步骤，其测定使用者的运动振子； 
第一振子生成步骤，其生成以反映固有角速度的形式而与由运动振子测定步骤测定的运动振子相互牵引的第一振子； 
固有角速度设定步骤，其基于由运动振子测定步骤测定的运动振子和由第一振子生成步骤生成的第一振子的相位差来设定新的固有角速度； 
第二振子生成步骤，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定步骤设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子； 
引导振子生成步骤，其基于由第二振子生成步骤生成的第二振子来生成引导振子； 
生成第二振子的步骤，作为第二振子生成步骤的一部分，在由运动振子测定步骤测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以上时，该第二振子生成步骤生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定步骤设定的固有角速度、而由运动振子测定步骤测定的运动振子的角速度以及由第一振子生成步骤生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。 
根据本发明的控制方法，下述功能被赋予于附属在所述运动引导装置上的计算机，即，即使在使用者的运动节奏发生突然变化的情况下，也会以保持对应了该变化后的运动节奏的适当的节奏控制使用者运动的方式来控制运动引导装置。 
附图说明
图1是本发明的运动引导装置及其控制系统的构成示例图； 
图2是本发明的运动引导装置及其控制系统的功能示例图； 
图3是本发明的运动引导装置及其控制系统的其他功能示例图； 
图4是运动振子与第一基本振子的关系的示例图； 
图5是关于本发明的运动引导装置的作用效果的实验结果说明图； 
图6是关于引导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，结合附图说明本发明的运动引导装置及其控制系统以及控制程序的实施方式。 
以下，为了对步行者的腿部左右进行区别，基本上是在参数上附加标注L、R，但为了标注简洁有时也省略标注L、R。 
如图1所示的步行辅助装置(运动引导装置)200具备：腰部装备202、大腿部装备204、作用力传递部件206、蓄电池208、驱动器(电动机)210和髋关节角度传感器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，分别佩带于使用者大腿部的前后。作用力传递部件由轻质的硬质塑料等定形性材料构成，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，经由作用力传递部件206及大腿部装备204将作用力作用在使用者的大腿部。髋关节角度传感器212由设置于使用者的腰部横向的回转式编码器等构成，输出与髋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102、判定单元104、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、引导振子生成部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102，基于髋关节角度传感器212的输出，作为使用者的“运动振子”测定对应使用者运动幅度的髋关节角度φH和其时间微分、即髋关节角速度dφH/dt。 
判定单元104，判定由运动振子测定部102测定的髋关节角速度dφH /dt的周期变化大小是否超过阀值δ。 
第一振子生成部120根据由运动振子测定部102测定的髋关节角速度dφH/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，根据髋关节角速度dφH/dt和第一振子x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102测定的髋关节角度φH 和由固有角速度设定部130设定的新的固有角速度ωM，对应“第二模式”生成第二振子y。 
引导振子生成部150根据由第二振子生成部140生成的第二振子y而生成引导振子z，并将对应了引导振子z的转矩F针对使用者而作用于步行辅助装置200。 
下面，结合附图2、附图3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102，根据髋关节角度传感器212的输出来测定使用者的左右的髋关节角度φH＝(φHL，φHR)(图2/s101)。另外，运动振子测定部102，根据髋关节角度传感器212的输出来测定使用者的左右的髋关节角速度dφH/dt＝(dφHL/dt，dφHR/dt)(图2/s102)。 
而且，判定单元104，判定由运动振子测定部102测定的髋关节角速度dφH/dt的周期变化大小是否超过阀值δ。例如，如图4所示，当(dφH/dt)＝0且(d2φH/dt2)＞0时相邻两个时间点tid及tid+1的间隔被设为髋关节角速度dφH/dt的周期，判定周期变化的大小〔(tid+2-tid+1)-(tid+1 -tid)〕是否超过阀值δ。 
由判定单元104判定髋关节角速度dφH/dt的周期大小小于阀值δ时，则按照以下的顺序来生成引导振子z。 
第一振子生成部120根据由运动振子测定部102测定的髋关节角速度dφH/dt和固有角速度ωM＝(ωML，ωMR)并对应“第一模式”生成第一振子x＝(xL，xR)(图2/s120)。第一模式，将对应髋关节角速度dφH /dt等的运动振子而使输出变动的假想的左右腿部等、假想的多个第一要素的关系，通过下式(1)表示的范德玻尔方程式(van der Pol)来表示。 
(d2xL/dt2) 
＝ξ(1-xL 2)(dxL/dt)-ωML 2xL
  +g(xL-xR)+K(dφHL/dt)， 
(d2xR/dt2) 
＝ξ(1-xR 2)(dxR/dt)-ωMR 2xR
  +g(xR-xL)+K(dφHR/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的形式来设定的系数(＞0)。“g”是表示第一模式中的假想的左右腿部(第一要素)的相关关系的第一相关系数。K是反馈系数。另外，固有角速度ωM可在不较大超出步行辅助装置200的实际的辅助节奏(步行辅助节奏)的范围内进行任意设定。 
第一振子x＝(xL，xR)通过龙格一库塔法(Runge-Kutta MetHod)来设定。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”，来谐调实际的步行节奏和在大致等同的节奏(角速度)内时间性变化的髋关节角速度(运动振子)dφH/dt的节奏，同时，保持反映“固有角速度”ωM的自律性的节奏按照时间性变化进行振动的性质。 
另外，代替、或除了髋关节角速度(第2运动振子)dφH/dt以外，也可以根据髋关节角度(第1运动振子)φH、膝关节、踝关节、肩关节、肘关节等的角度及角速度、甚至是使用者的落地声、呼吸声、断续的发声等反映使用者行走节奏(运动节奏)的节奏而进行变动的各种振子，来生成第一运动振子x。 
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，也可以用由与髋关节角速度dφH/dt相互牵引效果而生成振子的任何的方程式来表示。 
随后，固有角速度设定部130根据由运动振子测定部102测定的髋关节角速度dφH/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，髋关节角速度dφH/dt的相位θH和第一振子x的相位θM之间的相位差θH-θM设定其为第一相位差δθ1(图2/s131)。例如，如图4所示那样，根据当(dφH/dt)＝0且(d2φH/dt2)＞0时的时间点(··，tid，tid+1，··)与x＝0且(dx/dt)＞0时的时间点之间的时间差，设定髋关节角速度(dφH/dt)的相位θH和第一振子x的相位θM 之间的相位差(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(2.1)及(2.2)表示的“假想模式”，可用下述式(2.3)表示的假想运动振子θh和假想引导振子θm之间的相位差θh-θm被设定为δθ2(图2/s132)。 
(dθh/dt)＝ωh+ε·sin(θm-θh)  ··(2.1) 
(dθm/dt)＝ωm+ε·sin(θh-θm)  ··(2.2) 
δθ2＝arcsin[(ωh-ωm)/2ε]     ··(2.3) 
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-δθ2 成为最小的方式来设定相关系数ε(图2/s133)。具体而言，就是根据下式(2.4)，对左右分量依次设定髋关节角速度(运动振子)dφH/dt为0时的时刻(··，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  ··(2.4) 
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，在假想引导振子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的各分量变得最小的方式根据下式(2.5)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)} 
  -δθ1(tid)]) ··(2.5) 
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，将假想引导振子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(2.6)使第二相位差δθ2接近目标相位差δθ0的方式来设定假想引导振子θm的角速度ωm＝(ωmL，ω mR)。 
ωm(tid) 
＝β∫dt·([4ε(tid)2-{ωh(tid)-ωm(t)}2) 
  ×sin[arcsin{(ωh(tid)-ωm(t))/2ε(tid)} 
  -δθ0])  ··(2.6) 
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102测定的髋关节角速度dφH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)。第二模式表示对应髋关节角速度dφH等而输出发生变动的假想的多个神经要素等、假想的多个第二要素的关系。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。其用下述的联立微分方程式(3)表示。 
τ1L+·duL+/dt 
＝-uL++wL+/L-yL-+wL+/R+yR+
  -λLvL+f1(ωML)+f2(ωML)K(φHL)， 
τ1L-·duL-/dt 
＝-uL-+wL-/L+yL++wL-/R-yR-
  -λLvL-+f1(ωML)+f2(ωML)K(φHL)， 
τ1R+·duR+/dt 
＝-uR++wR+/L+yL++wR+/R-yR-
  -λRvR++f1(ωMR)+f2(ωMR)K(φHR)， 
τ1R-·duR-/dt 
＝-uR-+wR-/L-yL-+wR-/R+yR+
  -λRvR-+f1(ωMR)+f2(ωMR)K(φHR)，   τ2i·dvi/dt＝-vi+yi， 
yi＝Max(0，ui)  ··(3) 
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，如用下式(3.1)表示那样，对新的固有角速度ωM具有依赖性。 
τ1i≡t(ωML)/ωML-γL(i＝L+，L-)，或 
      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。wi/j(＜0)是表示假想的多个第二要素(神经要素)i及j的关系的第二相关系数(常数)。“λL”及“λR”是谐振系数。K是与髋关节角度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) 
此外，代替、或除了髋关节角度φH以外，也可以基于髋关节角速度dφH/dt、膝关节、踝关节、肩关节、肘关节等的角度及角速度、甚至是使用者的落地声、呼吸声、断续的发声等反映使用者行走节奏(运动节奏)的节奏而进行变动的各种振子，来生成第二振子yi。 
然后，引导振子生成部150基于由第二振子生成部140生成的第二振子yi来生成引导振子z(图2/s150)。具体根据下述式(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，与由引导振子生成部150生成的引导振子z相对应的电流I＝(IL，IR)被从蓄电池208分别提供给左右驱动器210，经作用力传递构件206和大腿部装备204使作用力F作用于使用者的大腿部(绕髋关节的转矩)。 
其后，通过重复上述处理(图2/s101，s102，··，s150)，使用者在由步行辅助装置200作用有绕髋关节的转矩F的状态下进行步行。 
由判定单元104判定髋关节角速度dφH/dt的周期大小超过阀值δ时，则按照以下的顺序来生成引导振子z。此时，省略固有角速度ωM的设定(图2/s130)，利用与上述方法不同的方法来生成第二振子y。 
即，此时，第二振子生成部140，基于由运动振子测定部102测定的髋关节角度φH和由第一振子生成部120生成的代替了固有角速度部ωM的第一振子x的角速度ωM1，按照“第二模式”来生成第二振子y＝(yL+、yL-、yR+、yR-)(图3/s140)。在此基础上，如上所述基于该第二振子y来生成引导振子z(图3/s150)。并且，对应于引导振子z的电流I被供给于驱动器210，赋予使用者以绕髋关节的转矩F。 
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，在使用者运动节奏变化较小的情况下，即，髋关节角速度(运动振子)dφH/dt的周期变化大小小于阀值δ时，如下引导(辅助)使用者的步行运动。 
即，首先生成第一振子x(图2/s120)。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髋关节角速度(运动振子)dφH/dt的节奏，同时保持着反映固有角速度ωM的自律性节奏进行振动。另一方面，第一振子x可谋求使用者的步行节奏及步行辅助装置200的引导节奏之间的谐调，同时，从使使用者的步行节奏与目标节奏相一致的观点来看，有可能与使用者的髋关节角速度dφH/dt存在不和谐的相位差。因此，在从第一振子x直接生成引导振子z的情况下，受该引导振子z引导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根据使用者的髋关节角速度dφH/dt和第一振子x之间的相位差δθ1而设定(图2/s130)。由此，新的固有角速度ωM在对应了目标相位差δθ0而谋求与由髋关节角速度dφH/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引导使用者的运动的观点来看，形成的是相当于合适的振子(与假想的步行辅助振子相当)的角速度θm。 
所以，生成反映该新的固有角速度ωM的节奏而振动的第二振子y(2/s140)，并通过基于该第二振子y来生成生成引导振子z(图2/s150)，能够在谋求由该引导振子z、甚至转矩F引导的使用者的运动节奏与由步行辅助装置200的引导节奏间的谐调的同时，使使用者的运动节奏与目标节奏相一致。通过使用者的运动节奏与步行辅助装置200的辅助节奏的谐调，能够实现将步行辅助装置200的引导节奏调谐到使用者的运动节奏、且使使用者的运动节奏也调谐到步行辅助装置200的引导节奏的这种使用者(人)和装置(机械)之间的谐调(相互的牵引)。 
另外，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)，来谋求第一振子x的节奏和髋关节角速度dφH/dt的节奏之间谐调，同时，能够逐渐减少髋关节角速度dφH/dt和第一振子x之间相位差δθ1偏离目标相位差δθ0的偏差。因此，即使在使用者的运动节奏发生突然变化时，从不会给使用者以不适感的观点来看，能够适当设定引导振子甚至作用于使用者身上的转矩F对该变化的追随性，并使使用者的运动节奏以适度的步调逐渐与目标节奏相一致。 
另一方面，在使用者的运动节奏变化较大时，即髋关节角速度(运动振子)dφH/dt的周期变化大小超过阀值δ时，代替固有角速度ωM而基于第一振子x的角速度根据第二模式生成第二振子y(图3/s140)。 
根据第一运动振子x的角速度ωM生成第二振子y时，可以省略固有角速度ωM的设定处理(图2/130)。这样，由于在使用者的运动节奏变化较小时执行的一部分处理被省略，从测定髋关节角速度dφH/dt(运动振 子)后开始，到生成引导振子z、并根据引导振子z而产生的作用力F作用于使用者大腿部为止的时间得到减缩。 
然而，由髋关节角速度dφH/dt等运动振子或第一振子x直接生成引导振子z时，步行辅助装置200的引导节奏对应于使用者运动节奏的突然变化而过分背离于运动节奏，有可能导致使用者感觉明显不适。该种情况在使用者的运动节奏的变化较大、使用者的运动节奏大幅度背离于目标节奏的可能性较大的状况下，更为显著。 
因此，如上所述，根据第一振子x的角速度ωM生成第二振子(图3/s140)，并基于第二振子y生成引导振子(图3/s150)，由此可以抑制使用者的运动节奏与步行辅助装置200的运动引导(辅助)节奏间明显的背离。 
另外，髋关节角速度(运动振子)dφH/dt的角速度中直接反映了使用者的运动节奏。而且，通过所述的“相互牵引”效果在谐调髋关节角速度dφH/dt节奏的同时，保持着反映固有角速度ωM的自律性节奏，在振动的第一振子x的角速度ωM1中也强烈反映有使用者的运动节奏。因此，反映了第一振子x的角速度ωM1的第二振子y的节奏成为反映了突然产生变化的使用者的运动节奏的一种节奏。所以，通过基于该第二振子y来生成引导振子z(图3/s150)，该引导节奏在谋求与使用者的运动节奏谐调的同时，从以使该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，可以说是一种合适的节奏。 
如上所述，依据本发明的步行辅助装置200以及其控制系统，即使在使用者的运动节奏发生突然变化的情况下，也能以保持对应了该变化后的运动节奏的适当的节奏来引导使用者的运动。 
另外，按照第一模式生成第一振子x作为第一要素的输出(式(1)，图2/s120)，其中，该第一模式体现了对应髋关节角速度dφH/dt等的运动振子输出产生变动的假想的多个第一要素(左右腿部)的关系。由此，通过将与使用者实际的运动有关的现实的多个要素的关系反映到在第一模式中由假象的多个第一要素的系数g等表现的相关关系，根据该现实多个要素间的关系能够生成适当的第一振子x。例如，在假定左右腿部以及各个腿部中的多个的关节为现实的多个要素的情况下，以反映以下的定性关系的形式来生成第一振子x，所述定性关系包括：交替前后运动等的左右腿部 的定性关系、腿部绕髋关节的运动与腿部绕膝关节的运动间的周期及相位差等的各个腿部的关节间的定性关系等。因此，能够根据该关系来适当设定引导使用者运动的引导振子的节奏及幅度。 
再者，按照第二模式生成第二振子yi作为第二要素的输出(式(3)，图2/s140)，其中，该第二模式体现了对应髋关节角速度dφH/dt等的运动振子输出产生变动的假想的多个第二要素的关系。由此，通过将与使用者实际的运动有关的现实的多个要素的关系反映到在第二模式中由假象的多个第二要素的系数wi/j等表现的相关关系，根据该现实多个的要素间的关系能够生成适当的第二振子。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，可以用反映在支配左右腿部的步行的神经元间的定性关系等的形式来生成第二振子yi。因此，能够根据该关系来适当设定引导使用者运动的引导振子的节奏及幅度。 
使用图5来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。 
图5(a)中表示在使用者以几乎一定的节奏步行的情况下步行辅助装置200的引导节奏的测定结果。此时，使用者的步行周期(＝2π/(髋关节角速度dφH/dt的角速度θH))如图5(a)中的实线所示那样保持在一定。同时，步行辅助装置200的引导周期(步行辅助周期)如图5(a)中的虚线所示那样追随于使用者的步行周期。 
图5(b)中表示在使用者使步行节奏较大变化的同时进行步行时的情况下步行辅助装置200的引导节奏的测定结果。此时，使用者的步行周期如图5(b)中的实线所示那样变化较大(图5(b)箭头1～3)。同时，步行辅助装置200的引导周期如图5(b)中的虚线所示那样，追随于变化较大的使用者的步行周期而进行较大变化。 
该实验结果表明，依据本发明的步行辅助装置200，即使在使用者的运动节奏产生突然的变化的情况下，也能够以对应了该变化后运动节奏的适当的节奏来引导使用者的运动。 
另外，在所述实施方式中是引导使用者步行，而作为其他的实施方式，还可以辅助使用者进行与汽车等产品的制造有关的手工作业等的、其他的动作。 
在所述实施方式中，绕左右髋关节的转矩F是对应引导振子z而被作用于使用者的身体，但作为其他的实施方式，绕膝关节、脚关节、肩关节、肘关节、手指关节等各种关节的转矩也可以根据引导振子z而被作用于使用者的身体。作用有转矩的关节的组合还可以根据使用者来进行各种变更。此外，作为另外的实施方式，可以根据引导振子z将使用者借助于耳塞等的听觉装置(图示省略)听觉上能感知的周期性的声音、借助于护目镜等的视觉装置(图示省略)能感知的周期性的光或标志、步行者借助于背部及肩部等身体一部分的触觉能感知的由按摩机产生的周期性的敲打(knock)赋予使用者。 
作为测定对象的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yi 相对应的非线性微分方程式(式(3))中的相关相就越多，但通过该相关系数的调节，可实现根据使用者身体的各种部位的活动的更严密的运动上的引导。 
在所述实施方式中，髋关节角速度dφH/dt的周期变化大小超过阀值δ时，代替固有角速度ωM而基于第一振子x的角速度根据第二模式生成第二振子y(图3/s140)，而作为其他的实施方式，在该情况下，也可取代固有角速度ωM而是基于髋关节角速度dφH/dt等运动振子的角速度、或者髋关节角速度dφH/dt等运动振子的角速度和第一振子x的角速度ω M1的平均值或加权平均值来生成第二振子y。 
上述实施方式中，是根据式(4)来生成引导振子z，但作为其他的实施方式，也可以按照下述次序来生成引导振子z。 
首先按照下式(5)生成第一引导振子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-：弯曲方向的髋关节角度φH的目标值) ··(5.3) 
g-(φ)≡c1-(φ-φ0-)+c2-(φ-φ0-)3
(c1-、c2-：系数；φ0-：伸展方向的髋关节角度φH的目标值) ··(5.4) 
第一引导振子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6所示的两个假想的弹簧G1+及G1-所产生的弹性力来把握的。第一系数g1+及g1-指定为，根据固有角速度ωM使髋关节角度(与使用者的运动幅度对应的运动振子)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，第一引导振子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)，且作为使髋关节角度(与使用者的运动幅度对应的运动振子)φH复原到目标值φ0的由假想的弹簧等弹性要素产生的弹力来体现。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了使用者的身体的弹性要素的节奏及幅度来引导使用者运动。 
另外，由一方假想的弹簧G1+产生的弹力，按照其弹簧系数g1+以使髋关节角度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，在髋关节角度φH达不到目标值φ0+的情况下，由弹簧G1+产生的弹力，以在使髋关节角度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，在髋关节角度φH超出目标值φ0+的情况下，由弹簧G1+产生的弹力，以在使髋关节角度φH减小的方向(后方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。 
此外，由另一方假想的弹簧G1-产生的弹力，按照其弹簧系数g-以使髋关节角度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，在髋关节角度φH超出目标值φ0-的情况下，由弹簧G1-产生的弹力，以在使髋关节角度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，在髋关节角度φH低于目标值φ0-的情况下，由弹簧G1-产生的弹力，以在使髋关节角度φH增加的方向(前方)使大腿部活动的形式作用于该大腿部。 
髋关节角度φH的目标值φ0+及φ0-，根据目标运动幅度(步幅)并按照包含有使用者髋关节角度φH的腿部姿势的几何学条件来进行设定。同时，分别包含在作为新的固有角速度ωM的函数的第一系数g1+(ωM)及g1-(ωM)中的系数ak+及ak-，可以被设定为对应了目标运动节奏(步行率(＝单位时间(比如一分钟)的步数))的系数。 
另外，髋关节角度φH的目标值φ0+及φ0-，也可以通过设置在步行辅助装置200上的设定按钮(图示省略)的操作并基于使用者设定的目标“步幅”，按照包含有使用者髋关节角度φH的腿部姿势的几何学条件来进行设定。此外，分别包含在第一系数g1+(ωM)及g1-(ωM)中的系数ak+及ak-，也可以通过设置在步行辅助装置200上的设定按钮(图示省略)的操作并根据使用者设定的目标“步行率”来进行设定。 
另外，按照下式(6)来生成第二引导振子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-”是分别由下式(6.1)～(6.4)定义的函数。 
g2+(ω)≡∑kbk+ωk  (bk+：系数，k＝0～3)  ··(6.1) 
g2-(ω)≡∑kbk-ωk  (bk-：系数，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) 
第二引导振子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4所示的两个假想的阻尼器G2+及G2-的衰减力来把握。第二系数g2+及g2-指定为，根据固有角速度ωM抑制髋关节角度φH的绝对值的增大的第二位势(假想的阻尼器(衰减要素)的位势)的斜率(参考式(6.1)、(6.2))。即，第二引导振子z2是将与第二位势对应的第二系数g2+及g2-作为减数系数(阻尼系数)，且按照髋关节角速度(与使用者的运动幅度对应的运动振子的时间微分值)dφH/dt，作为由抑制髋关节角度φH的绝对值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引导使用者运动。 
由一方假想的阻尼器G2+产生的衰减力，按照其阻尼系数g2+和髋关节角速度dφH/dt，以抑制向前曲(弯曲侧)的髋关节角度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G2+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，由另一方假想的阻尼器G2-产生的弹力，按照其阻尼系数g2-和髋关节角速度dφH/dt，以抑制向后侧(伸展侧)的髋关节角度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G2-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，第二引导振子z2中包含有作为髋关节角度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。 
分别包含于固有角速度ωM的函数即第二系数g2+(ωM)及g2-(ωM)中的系数bk+及bk-，可以被设定为对应了目标运动节奏的系数。另外，系数bk+及bk-也可以通过设置在步行辅助装置200上的设定按钮(图示省略)的操作并对应于由使用者设定的目标“步行率”来进行设定。 
而且，通过合成由引导振子生成部150生成的第一引导振子z1和第二引导振子z2来生成引导振子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节奏的形式来引导(辅助)使用者的步行运动等项运动。 
即，包含于第一引导振子z1的第一系数g1+及g1-与用于使使用者的髋关节角度(与使用者的运动幅度对应的运动振子)φH接近其目标值φ0+、φ 0-的第一位势(假想的弹性要素势能)相对应。第一系数g1+及g1-是与固有角速度ωM(＝假想引导振子θm的角速度ωm)相对应的(参考式(5.1)、(5.2))。该固有角速度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引导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，包含于第二引导振子z2的第二系数g2+及g2-与抑制使用者的髋关节角度(与使用者的运动幅度对应的运动振子)φH的绝对值增大的第二位势(假想的衰减要素势能)相对应。第二系数g2+及g2-是与固有角速度ωM相对应的(参考式(6.1)、(6.2))。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引导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)的形式生成第一引导振子z1，且以反映与固有角速度ωM对应的第二系数g2+(ωM)及g2-(ωM)的形式生成第二引导振子z2，能够谋求使用者的运动节奏和辅助振子z甚至是作用于使用者大腿部的作用力F的节奏的谐调、以及与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引导使用者运动。 
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，还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所述阀值δ的阀值设定部。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。 
依照具有该构成的运动引导装置，鉴于根据使用者的“运动状态”及“生理状态”具有将运动引导装置的引导节奏对使用者的运动节奏的变化的对应性设为较高时才好的同时也有将该对应性设为较低才好的情况，根据使用者的“运动状态”及“生理状态”中一方或两者来设定阀值δ。例如，根据使用者的运动状态(比如下降步行状态及快速步行状态)，即使使用者的运动节奏变化较大，也有将步行辅助装置200的引导节奏的对应性设为较低的情况。另一方面，根据使用者的运动状态(比如向上步行状态及慢速步行状态)，即使使用者的运动节奏变化较小，也有将步行辅助装置200的引导节奏的对应性设为较高的情况。 
其中，当使用者的运动节奏的变化较大时，即髋关节角速度dφH/dt等的运动振子的周期变化的大小超过该阀值δ时，如上所述可以在省略固 有角速度ωM的设定处理(图2/s130)等的基础上生成引导振子T。另外，生成不反映固有角速度ωM、而是反映了第一振子x的角速度ωM1的节奏来进行振动的第二振子y(图3/s140)，并基于该第二振子y生成引导振子z(图3/s150)。因此，对应于使用者运动节奏变化的运动引导装置200的步行辅助节奏(引导节奏)的对应性会针对该使用者的运动状态和生理状态被适当调节。 
使用者的步行状态(运动状态)例如按下述次序来测定。 
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102测定的髋关节角速度dφs/dt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，其中该节奏与使用者的髋关节角度φH、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、有意图的发声等步行节奏相关联。 
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，还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所述阀值δ的阀值设定部。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。 
此外，步行辅助装置200的控制系统还可以具有第一相关调节部，该第一相关调节部根据状态测定部确定的使用者的运动状态及生理状态中的一方或两者，调节第一模式中的系数g(假想性的多个第一要素的相关关系)。并且，步行辅助装置200的控制系统还可以具有第二相关调节部，该第二相关调节部根据状态测定部确定的使用者的运动状态及生理状态中的一方或两者，调节第二模式中的系数wi/j(假想性的多个第二要素(假想性的神经要素)的相关关系)。 
根据本发明的步行辅助装置200，以反映了左右腿部等、现实的多个要素的关系会对应使用者的“运动状态”及“生理状态”而进行变动的情况的形式，使用者的运动可以根据使用者的状态以保持适当的节奏及幅度，被实时引导。 
另外，在通过合成第一引导振子z1及第二引导振子z2来生成引导振子z的情况下(参照式(5)、(6))，可以根据使用者的运动状态及生理状态中的一方或两者来设定对应了使用者的运动目标节奏及幅度的系数(φ0+、φ0-、ak+、ak-、bk+、bk-··)等。由此，从使使用者的运动节奏及幅度分别与对应了该使用者的“步行状态”的目标节奏及幅度相一致的观点来看，能够保持适当的节奏及幅度来辅助使用者的运动。 
[0204] 而且，也可以根据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。由此，以使使用者的髋关节角速度(运动振子)dφs/dt与步行辅助装置z(进而是转矩F)的相位差接近于对应了使用者的“步行状态”的目标相位差δθ0的形式引导该使用者的运动。由此，对应于使用者的步行状态变动使使用者的运动节奏接近于目标节奏的观点来看，能够以适当的节奏来引导(辅助)使用者的运动。 

Claims (8)

1.一种运动引导装置，其是用于根据引导振子引导使用者的运动的装置，其特征在于，具备：
运动振子测定装置，其测定使用者的运动振子；
第一振子生成装置，其生成以反映固有角速度的形式与由运动振子测定装置测定的运动振子相互牵引的第一振子；
固有角速度设定装置，其基于由运动振子测定装置测定的运动振子和由第一振子生成装置生成的第一振子间的相位差来设定新的固有角速度；
第二振子生成装置，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定装置设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子；和
引导振子生成装置，其基于由第二振子生成装置生成的第二振子生成引导振子，
并且，当由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小大于阀值时，第二振子生成装置生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定装置设定的固有角速度，而由运动振子测定装置测定的运动振子的角速度和由第一振子生成装置生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。
2.如权利要求1所述的运动引导装置，其特征在于，还具备状态测定装置和阀值设定装置，其中，状态测定装置测定使用者的运动状态及生理状态中一方或两者；阀值设定装置根据由状态测定装置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所述阀值。
3.如权利要求1所述的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置根据由第二振子生成装置生成的第二振子和由固有角速度设定装置设定的固有角速度，生成具有第一引导振子的引导振子，该第一引导振子包含使由运动振子测定装置测定的与使用者的运动的幅度对应的运动振子接近与使用者运动的目标幅度对应的目标值的第一位势。
4.如权利要求3所述的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置生成包含第一系数、第一运动振子的值与目标值的偏差的函数及与第二振子的积的第一引导振子，其中，第一系数作为由固有角速度设定装置设定的固有角速度的函数与第一位势对应。
5.如权利要求1所述的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置根据由固有角速度设定装置设定的固有角速度和由运动振子测定装置测定的与使用者的运动幅度对应的运动振子的时间微分值，来生成包含抑制该运动振子的绝对值的增大的第二位势的第二引导振子。
6.如权利要求5所述的运动引导装置，其特征在于，引导振子生成装置生成包含第二系数、与使用者的运动幅度对应的运动振子的时间微分值的函数及与第二振子的积的第二引导振子，其中，第二系数作为由固有角速度设定装置设定的固有角速度的函数与第二位势对应。
7.一种控制系统，其控制用于根据引导振子引导使用者运动的装置，其特征在于，具备：
运动振子测定装置，其测定使用者的运动振子；
第一振子生成装置，其生成以反映固有角速度的形式与由运动振子测定装置测定的运动振子相互牵引的第一振子；
固有角速度设定装置，其基于由运动振子测定装置测定的运动振子和由第一振子生成装置生成的第一振子间的相位差来设定新的固有角速度；
第二振子生成装置，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定装置设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子；和
引导振子生成装置，该引导振子生成装置基于由第二振子生成装置生成的第二振子来生成引导振子，
并且，当由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以上时，第二振子生成装置生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定装置设定的固有角速度、而由运动振子测定装置测定的运动振子的角速度和由第一振子生成装置生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。
8.一种运动引导控制方法，根据引导振子来引导使用者的运动，其特征在于，包括如下步骤：
运动振子测定步骤，其测定使用者的运动振子；
第一振子生成步骤，其生成以反映固有角速度的形式而与由运动振子测定步骤测定的运动振子相互牵引的第一振子；
固有角速度设定步骤，其基于由运动振子测定步骤测定的运动振子和由第一振子生成步骤生成的第一振子的相位差来设定新的固有角速度；
第二振子生成步骤，其在由运动振子测定装置测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以下时，生成以反映由固有角速度设定步骤设定的固有角速度的节奏而振动的第二振子；
引导振子生成步骤，其基于由第二振子生成步骤生成的第二振子来生成引导振子；
生成第二振子的步骤，作为第二振子生成步骤的一部分，在由运动振子测定步骤测定的运动振子的周期变化的大小在阀值以上时，该第二振子生成步骤生成以下述节奏进行振动的第二振子，所述节奏反映了取代由固有角速度测定步骤设定的固有角速度、而由运动振子测定步骤测定的运动振子的角速度以及由第一振子生成步骤生成的第一振子的角速度中的一方或两者的节奏。
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