JP2015177863A - アシスト制御装置および方法 - Google Patents

Abstract

【課題】利用者の動作を高精度かつ適切に補助することができる。【解決手段】本開示の一実施形態に係るアシスト制御装置は、駆動機構、取得部、推定部および駆動部を含む。駆動機構は、利用者の下肢に装着される。取得部は、前記利用者の上肢の動きを示す状態信号を取得する。推定部は、前記状態信号の変化から前記利用者の行動を補助するタイミングである補助タイミングを決定する。駆動部は、前記補助タイミングに応じて、前記利用者の行動を補助するための補助力を発生させるように前記駆動機構を駆動する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、アシスト制御装置および方法に関する。

ヘルスケア分野では、高齢者に意欲的な生活を維持してもらうことが重要な課題である。高齢になると、筋力が低下して歩行が困難になることにより、外出を控えるなど生活行動も内向きとなることが多い。さらに、運動習慣がなくなり、筋力の衰えが進む状態となりえる。筋力の衰えは、上肢の筋肉に比べ下肢の筋肉の低下が顕著であるので、高齢者の歩行を補助し、高齢者が楽に歩行できる機器が望まれる。
歩行を補助する機器としては、リンク機構でアクチュエータを制御して歩行動作を補助する機器や、装置を装着した装着者の下肢の筋活動に伴う生体信号を検出して装着者の歩行を補助したりする機器がある。また、足部に取り付けられた力センサで下肢動作を推定し、下肢動作を補助する機器がある。

しかしながら、下肢の筋肉量の衰えは上肢に比べて急激に衰えるため、下肢の筋電位などの生体信号に基づいて制御を行う機器の場合、制御の基準となる信号が安定しない。また、足部に取り付けられた力センサで下肢動作を推定する場合、機器の動きと装着者の歩行の意思およびタイミングとにずれが生じやすく、歩行の補助動作に違和感が生じやすい。

特開２００８−６８０４６号公報 特開２００５−９５５６１号公報 特開２０１３−１１６３１９号公報

本発明は、上述した課題を解決するためになされたものであり、付加する駆動力が違和感なく動作を補助することができるアシスト制御装置および方法を提供することを目的とする。

本発明の一実施形態に係るアシスト制御装置は、駆動機構、取得部、推定部および駆動部を含む。駆動機構は、利用者の下肢に装着される。取得部は、前記利用者の上肢の動きを示す状態信号を取得する。推定部は、前記状態信号の変化から前記利用者の行動を補助するタイミングである補助タイミングを決定する。駆動部は、前記補助タイミングに応じて、前記利用者の行動を補助するための補助力を発生させるように前記駆動機構を駆動する。

第１の実施形態に係るアシスト制御装置を示すブロック図。 アシスト制御装置の第１の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第２の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第３の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第４の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第５の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第６の装着例を示す図。 アシスト制御装置の第７の装着例を示す図。 状態取得部のセンサ装着例を示す図。 状態取得部のセンサ装着の別例を示す図。 歩行開始のトリガを示す図。 歩行停止のトリガを示す図。 起立動作のトリガを示す図。 着座動作のトリガを示す図。 第１の実施形態に係るアシスト制御装置の動作を示すフローチャート。 歩行動作の１周期に対応するアシスト動作例を説明する図。 状態推定部１０２における補助動作およびタイミングの決定例を示す図。 標準データベースを用いる場合の補助動作およびタイミングの決定例を示す図。 第２の実施形態に係るアシスト制御装置を示すブロック図。 第２の実施形態に係るアシスト制御装置の動作を示すフローチャート。 第３の実施形態に係るアシスト制御装置を示すブロック図。 遅延算出部および補正部の処理を示す図。 第４の実施形態に係るアシスト制御装置を示すブロック図。 第４の実施形態に係る片腕および片脚に装着されるアシスト制御装置を示すブロック図。 アシスト制御装置のハードウェア構成例を示す図。

以下、図面を参照しながら本開示の一実施形態に係るアシスト制御装置および方法について詳細に説明する。なお、以下の実施形態では、同一の番号を付した部分については同様の動作を行なうものとして、重ねての説明を省略する。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るアシスト制御装置について図１を参照して説明する。
第１の実施形態に係るアシスト制御装置１００は、状態取得部１０１、状態推定部１０２、駆動部１０３および駆動機構１０４を含む。

状態取得部１０１は、利用者の上肢の動きを示す状態信号を取得する。状態信号は、例えば、上腕部に装着される筋電位センサで計測する筋電位を含む生体信号、上腕部に装着される姿勢センサおよび加速度センサで計測する、腕の姿勢および角度、腕の動きに関する速度（または角速度）および加速度（または角加速度）に関するセンサ信号である。状態取得部１０１は、状態信号として信号値の時系列データを得ればよく、信号値としては、腕の筋電位値、および腕の加速度の値、腕の姿勢および方向を示す角度値などを得ればよい。なお、筋電位は、ここでは表面筋電位を想定するが内筋の筋電位でもよい。

状態推定部１０２は、状態取得部１０１から状態信号を受け取り、状態信号の時系列にそった変化に応じて補助力を発生させるタイミング（補助タイミングとも呼ぶ）を決定し、タイミング情報を生成する。補助力は、利用者の行動を補助するための力であり、第１の実施形態では所定の力の大きさを想定する。補助タイミングの決定方法は、例えば、予め取得した状態信号の時系列データのパターン（参照パターンともいう）と、補助タイミングとを対応付けておき、状態取得部１０１で取得した状態信号の信号値に一致する参照パターンの値に対応するタイミングを、補助タイミングとして決定すればよい。具体的には、利用者が歩行する場合、例えば左右の腕の振りの速度がサイン波で現れる場合、右腕の速度が「負」の値から「正」の値に変化するときに、左脚を前方へ動かすように補助すればよい。

利用者の歩行動作におけるアシストといった特定の行動に対して補助力を付加する場合は、上述のように補助タイミングを決定すればよいが、利用者の様々な行動に対して補助力を付加する場合もある。このような場合、状態推定部１０２は、状態信号の時系列に沿った変化に応じて利用者の行動を推定してもよい。状態推定部１０２は利用者の行動を推定したのち、利用者の行動を補助するための補助タイミングを決定し、利用者の行動に関する情報と補助タイミングとを含むタイミング情報を生成すればよい。本実施形態に係る利用者の行動は、例えば、利用者が歩行する動作（歩行動作）であるか、着座しようとする動作（着座動作）であるか、立ち上がろうとする動作（起立動作）であるかを示す。利用者の行動の推定方法の一例としては、例えば、状態信号の時系列データのパターン（参照パターン）と利用者の取り得る行動とを予め対応付けておき、測定の結果得られた状態信号の時系列データのパターンに一番近い参照パターンに対応づけられている行動を、利用者の行動として推定すればよい。さらに、推定された利用者の行動に対応する参照パターンを参照することで、補助タイミングを決定することができる。

駆動部１０３は、状態推定部１０２からタイミング情報を受け取り、タイミング情報が示す補助タイミングで補助力が発生するように、駆動機構１０４を駆動させる制御信号を生成する。なお、タイミング情報に利用者の行動に関する情報が含まれる場合は、補助タイミングおよび利用者の行動に沿って駆動機構１０４を駆動させるための制御信号を生成する。

駆動機構１０４は、利用者の下肢（例えば、腰部、膝部および踝部）に装着され、トルクを発生するモータを含む。駆動機構１０４は、駆動部１０３から制御信号を受け取り、利用者に補助力が発生する駆動力で駆動する。駆動機構１０４は、利用者の行動が歩行動作であれば、歩行の際の脚の踏み出しを補助する補助力、体躯を支える補助力を発生するように作動すればよい。また、駆動機構１０４は、利用者の行動が着座動作であれば、着座する際に体重を支える補助力を発生するように駆動すればよいし、利用者の行動が起立動作であれば、起立する際に体重を支える補助力を発生するように駆動すればよい。なお、駆動機構１０４として、下肢に補助力を伝達する一般的な介助機能を有する補助器具を用いてもよく、駆動部１０３により制御可能であればよい。

次に、アシスト制御装置１００の装着例について図２Ａから図２Ｇまでを参照して説明する。
図２Ａに示すように、利用者２００の上腕および前腕に状態取得部１０１が装着される。また、利用者２００の腰部には、状態推定部１０２および駆動部１０３を含む制御回路とアシスト制御装置１００に電力を供給する電源部とを含む筐体２０１が保持手段２０２を介して固定される。さらに利用者２００の下肢に駆動機構１０４が装着される。

駆動機構１０４は、駆動源２０３とリンク機構２０４とを含む。駆動源２０３は、例えばモータであり、リンク機構２０４と連結される。リンク機構２０４は、利用者の脚に沿って延伸して装着され、すね部や大腿部に固定される。駆動部１０３からの指示により、駆動源２０３がトルクを発生し、発生したトルクが駆動源２０３に連結されるリンク機構２０４に伝達されることによって、駆動源２０３のトルクが補助力として利用者２００に付加されることになる。駆動源２０３は、リンク機構２０４を回動させることで補助力を利用者に付加するため、利用者２００の腰部、膝部および踝（くるぶし）部に装着されることが望ましい。

なお、図２Ａのように、利用者２００の腰部、膝部および踝部に駆動機構１０４を装着することに限らず、図２Ｂから図２Ｇに示すように部分的に駆動機構１０４を装着してもよい。
図２Ｂは、利用者２００の腰部および膝部に駆動源２０３を設け、膝部までリンク機構２０４を装着し、膝を中心とした回転動作を補助する装着例である。図２Ｃは、利用者２００の腰部および踝部に駆動源２０３を設け、リンク機構２０４を装着し、股関節部分および足首部分の回転動作を補助する例である。図２Ｄは、利用者の膝部および踝部に駆動源２０３を設け、リンク機構２０４を装着した例である。図２Ｅは、利用者２００の腰部のみに駆動源２０３を設け、大腿部までにリンク機構２０４を装着し、脚部の股関節部分の回転動作を補助する例である。図２Ｆは、駆動源を膝部のみに設け、膝部の回転動作を補助する例である。図２Ｇは、駆動源２０３を踝部のみに設け、踝部からつま先周辺までにリンク機構２０４を装着し、足首の回転動作を補助する例である。

図２Ｂから図２Ｇまでに示す装着例によれば、利用者の筋力が弱い部分のみに部分的に補助力を付加することができ、健常な筋力を有する部位には補助力を付加しないので、健常な部位にまで補助力を付加することによる過度の筋力低下を防ぐことができる。
なお、図２Ｄ、図２Ｆおよび図２Ｇのように、制御回路を含む筐体２０１から駆動機構１０４（駆動源２０３およびリンク機構２０４）が離れている場合は、無線により制御信号を駆動機構１０４に送信するようにしてもよい。

次に、状態信号を取得する状態取得部１０１の装着例について図３を参照して説明する。
図３Ａは、状態取得部１０１として、図３Ａから上腕二頭筋３１０の筋電位を測定する二頭筋筋電位センサ３０１と、上腕三頭筋３１１の筋電位を測定する三頭筋筋電位センサ３０２を利用者の上腕に装着する例である。一般に、人が歩行しようとする際に腕を前方に振る場合は、上腕二頭筋に力が入り、腕を後方に振る際は、上腕三頭筋に力が入る。状態取得部１０１は、このような歩行の際に腕を振る動作おける筋電位値の時系列データを、状態信号として取得する。

また、図３Ｂに示すように、三角筋前部３１２の筋電位を測定する前部筋電位センサ３０３を装着し、三角筋後部３１３の筋電位を測定する後部筋電位センサ３０４を装着してもよい。前部筋電位センサ３０３および後部筋電位センサ３０４を用いても、二頭筋筋電位センサ３０１および三頭筋筋電位センサ３０２と同様に、筋電位値を状態信号として得ることができる。

なお、状態推定部１０２は、筋電位値に応じて補助力を増加させてもよい。例えば、歩行時に補助力を増加させたい場合、利用者は、上腕二頭筋を使って強い力で腕を振るようにする。状態推定部１０２は、二頭筋筋電位センサ３０１および三頭筋筋電位センサ３０２の筋電位値が通常の歩行時よりも大きい場合、補助力を増加させるよう駆動部１０３に指示すればよい。

また補助力を増加させる場合の別例として、前腕部の筋肉（総指伸筋など）の筋電位を測定する前腕筋電位センサ３０５を装着してもよい。利用者は、補助力を増加させたい場合に利用者が前腕に力を入れればよい。状態推定部１０２は、前腕筋電位センサ３０５の筋電位値の変化から、補助力を増加させるトリガがあったと判定し、補助力を増加させるよう駆動部１０３に指示すればよい。

上述の状態信号は、筋電位センサにより取得される筋電位の場合であるが、加速度センサや姿勢センサでも同様に判定できる。例えば加速度センサの場合、腕の振りに関する加速度の大きさを取得できるので、状態推定部１０２は、加速度が閾値よりも大きければ補助力を増加させるように駆動部１０３に指示すればよい。また、姿勢センサの場合、腕を振り上げたときの角度を取得できるので、状態推定部１０２は、腕を振り上げたときの最大角度が閾値よりも大きければ補助力を増加させるように駆動部１０３に指示すればよい。

なお、補助力を増加させることに限らず、筋電位の値に応じて補助力を減少させてもよい。例えば、利用者が通常の歩行動作における腕の振りの強さよりも弱く腕を振ることで、状態推定部１０２は、補助力を減少させるトリガがあると判定でき、補助力を減少させるよう駆動部１０３に指示することができる。

次に、歩行動作、着座動作および起立動作の各動作と、腕の動作との関係性について図４Ａから図４Ｄまでを参照して説明する。
図４Ａは、歩行を開始する動作である。まず、直立の状態から、右腕が前方に振り出されると、ほぼ同じタイミングで左脚が動き出す。左腕が前方に振り出されると、ほぼ同じタイミングで右脚が動き出す。このように、どちらかの腕を前方に振り上げることで、歩行を開始するトリガとする。その後、両腕が前後方向に交互に振り続けられる動作が歩行動作である。

図４Ｂは、歩行を停止する動作である。例えば、右腕を前に振り上げ、左脚が前方に歩行している状態から、左腕を前方に振り上げながら、左腕と対象の位置に停止させ、その場に直立した状態に移行する。よって、両腕を停止させることで、歩行動作から歩行を停止するトリガとする。

図４Ｃは、椅子４０１に腰かけている状態から立ち上がる起立動作である。起立時は、起立するときの両脚の動作と両腕を前方から上方へ一緒に動かす動作とが同じような動作となるため、着座した状態で両腕を前方から上方へ一緒に動かす動作を、着座から立位に移行するトリガとする。

図４Ｄは、立位から椅子４０１に着座する着座動作である。着座時は、椅子４０１に着座するときの両脚の動作と両腕を前方から下方へ一緒に動かす動作とが同じような動作となるため、両腕を前方に持ち上げた状態から両腕を下方に動かす動作を、起立から着座に移行するトリガとする。

状態推定部１０２は、図４Ａから図４Ｄまでに示すような利用者の体幹と両腕との位置関係および動きにより、利用者の行動を推定すればよい。

次に、第１の実施形態に係るアシスト制御装置１００の動作について図５のフローチャートを参照して説明する。

ステップＳ５０１では、状態取得部１０１が、利用者の両腕の上腕から状態信号を取得する。ここでは、両腕について、上腕二頭筋の筋電位値および上腕三頭筋の筋電位値を状態信号として、一定のサンプリング間隔で取得する場合を想定する。
ステップＳ５０２では、状態推定部１０２が、片腕ごとに、上腕二頭筋の筋電位値と上腕三頭筋の筋電位値との差分を算出する。

ステップＳ５０３では、状態推定部１０２が、右腕が停止しているか、前方に動いているか、後方に動いているかを判定する。右腕が停止している場合は、ステップＳ５０４に進み、右腕が前方に動いていれば、ステップＳ５０６に進み、右腕が後方に動いていればステップＳ５１１に進む。
利用者が前方に腕を振ったときの上腕二頭筋の筋電位は、同じ腕の上腕三頭筋の筋電位よりも値が大きくなる。よって、状態推定部１０２は、上腕二頭筋と上腕三頭筋との筋電位値を比較し、上腕二頭筋の筋電位値が上腕三頭筋の筋電位値よりも大きければ、腕が前方に持ち上げられたと判定できる。また、腕を後方に振る場合は、上腕三頭筋に力が入りやすいため、上腕三頭筋との筋電位値が上腕二頭筋の筋電位値よりも大きければ、腕が後方に持ち上げられたと判定できる。また、筋電位値がゼロであるか一定値であれば、腕を停止させていると判定すればよい。
なお、人によって筋電位の発生状況が異なるため、予め利用者の腕を前方へ動かす際の筋電位値のデータと後方へ移動させる際の筋電位値のデータとを取得して関連づけたデータベースを作成し、利用者の動作で発生する筋電位値のデータについてデータベースを参照することで、さらに確実な判定を行うことができる。

ステップＳ５０４では、状態推定部１０２が、左腕が停止しているかどうかを判定する。左腕が停止していれば、利用者は歩行を停止しているとして処理を終了する。左腕が停止していなければ、ステップＳ５０５に進む。
ステップＳ５０５では、状態推定部１０２が、右腕は停止しているものの、左腕が動いているので歩行開始であると判定し、ステップＳ５０１に戻り、同様の処理を繰り返す。

ステップＳ５０６では、状態推定部１０２が、左腕が、右腕と同方向に動いているか、右腕と逆方向に動いているかを判定する。左腕が右腕と同方向、すなわち前方に動いていればステップＳ５０７に進み、左腕が右腕と逆方向、すなわち後方に動かされていればステップＳ５０８に進む。

ステップＳ５０７では、状態推定部１０２が、両腕が前方に動いているので立ち上がりのトリガであり、利用者は起立動作を行なっていると推定し、補助タイミングとして利用者が立ち上がるタイミングを決定する。立ち上がるタイミングとしては、例えば、立ち上がりのトリガがあった直後に設定すればよい。駆動部１０３は、立ち上がるタイミングに関するタイミング情報を受け取り、利用者が立ち上がるタイミングに駆動機構１０４を駆動させる制御信号を生成する。駆動機構１０４は、制御信号に基づいて、利用者が立ち上がる動作を補助する駆動力を発生させ、利用者に補助力を付加する。その後ステップ５０１に戻り、次にサンプルされた状態信号について同様の処理を繰り返す。
ステップＳ５０８では、状態推定部１０２が、両腕が停止しているかどうかを判定する。両腕が停止していなければステップＳ５０９に進み、両腕が停止している場合はステップＳ５１０に進む。

ステップＳ５０９では、状態推定部１０２が、両腕がそれぞれ前後方向に継続的に振られているので、歩行動作であると推定し、補助タイミングとして脚を踏み出すタイミングを決定する。駆動部１０３は、脚を踏み出すタイミングに関するタイミング情報を受け取り、利用者が歩行するために脚を踏み出すタイミングで駆動機構を駆動させる制御信号を生成する。駆動機構１０４は、制御信号に基づいて駆動し、駆動力を発生させる。その後ステップ５０１に戻り、次にサンプルされた状態信号について同様の処理を繰り返す。
ステップＳ５１０では、状態推定部１０２が、両腕がそれぞれ前後方向に振られる状態から停止しているので、歩行停止の状態であると推定する。その後ステップ５０１に戻り、次にサンプルされた状態信号について同様の処理を繰り返す。

ステップＳ５１１では、状態推定部１０２が、左腕が、右腕と同方向に動かされているか、右腕と逆方向に動かされているかを判定する。左腕が右腕と同方向、すなわち後方に動かされていればステップＳ５１２に進み、左腕が右腕と逆方向、すなわち前方に動かされていればステップＳ５０８に進む。
ステップＳ５１２では、状態推定部１０２が、両腕が後方に動かされているので着座のトリガであり、利用者は着座動作を行なっていると推定し、補助タイミングとして利用者が着座するタイミングを決定する。着座するタイミングとしては、例えば、着座のトリガがあった直後に設定すればよい。駆動部１０３は、着座するタイミングに関するタイミング情報を受け取り、着座するタイミングに駆動機構１０４を駆動させる制御信号を生成する。駆動機構１０４は、制御信号に基づいて、利用者が着座する際に脚を曲げる動作を補助する駆動力を発生させる。その後ステップ５０１に戻り、次にサンプルされた状態信号について同様の処理を繰り返す。以上で第１の実施形態に係るアシスト制御装置１００の動作を終了する。

なお、利用者の腕の振りに応じて、利用者の各行動、すなわちステップＳ５０７の起立動作、ステップＳ５０９の歩行動作、およびステップＳ５１２の着座動作におけるそれぞれの補助力を増加または減少させてもよい。
例えば、利用者の起立動作、歩行動作および着座動作において、閾値以上の筋電位値を取得した場合に補助力を増加させればよい。具体的には、起立動作の場合、利用者が腕を前方から上方に振り上げる際に強く振り上げる。このときの筋電位値が閾値以上であれば、状態推定部１０２が補助力を通常の力の大きさよりも増加させる指示を駆動部１０３にすればよい。また、歩行動作であれば、利用者が腕の強く（大きく）振ることで筋電位値が高くなるので、このときの筋電位値が閾値以上であれば、状態推定部１０２は補助力を増加させ指示を駆動部１０３にすればよい。

また、上述のステップＳ５０１で取得する状態信号は、筋電位に関する生体信号を想定しているが、姿勢センサおよび加速度センサを用いて、腕の姿勢に関する角度値、腕の振りの加速度値からも腕の方向を同様に算出できる。例えば、ステップＳ５０２において、腕の姿勢センサの重力方向の姿勢角度の時系列データを取得することで、腕が前方に振られているか、後方に振られているかを判定することができる。また、時系列データの変化が少ない場合は、腕の動きが停止していると判定することができる。

さらに、加速度センサにより取得される腕の動きに関する加速度の値の時系列データから、腕の振りが推定できる。また、加速度がゼロであれば腕が静止している状態であると推定できる。以上のように、姿勢センサによる角度値および加速度センサの加速度値を用いても、筋電位値と同様に腕の動きおよび方向を推定することができる。

次に、歩行動作の１周期に対応する補助動作例について図６を参照して説明する。
図６（ａ）は、利用者の歩行動作を示す模式図を示し、図６（ｂ）は、右腕が振り出される方向および速度と時間との関係を示し、図６（ｃ）は、右腕の速度に対する下肢（右脚、左脚）の動作とアシスト制御装置１００の駆動状態との関連性を示すテーブルである。ここでは、右腕の動作に着目し、左腕の動作は特に言及しない。

図６（ｃ）に示す歩行周期６１０は、ステップＳ６０１からステップＳ６０８までの一連の流れを歩行の１周期として、１周期が完了するステップＳ６０８に達する状態を１００パーセントとする。
右腕速度６１１は、前方への振り出し速度の最大値を１とし、後方への振り出し速度の最大値（前方を規準とすれば最小値）を−１と規格化した値である。

右足６１２は、右足がどのような状態にあるかを示し、図６（ｃ）では、接地、体躯支持、前方移動、離地のいずれかの状態を示す。
右脚アシスト動作６１３は、右脚がどのように動くかを示し、図６（ｃ）では、下肢上昇、踏み込み、下肢下降のいずれかの動作を示す。
右脚アシスト駆動６１４は、利用者に付加する補助力として、駆動機構１０４により右脚にどのような補助動作が与えられるかを示し、図６（ｃ）では、大腿部上昇駆動、前方駆動、大腿部下降駆動のいずれかの動作を示す。

左足６１５は、右足６１２と同様に、左足がどのような状態にあるかを示す。すなわち、接地、体躯支持、前方移動、離地のいずれかの状態を示す。
左脚アシスト動作６１６は、右脚アシスト動作６１３と同様に、左脚がどのように動くかを示す。すなわち、下肢上昇、踏み込み、下肢下降のいずれかの動作を示す。
左脚アシスト駆動６１７は、右脚アシスト駆動６１４と同様に、利用者に付加する補助力として、駆動機構１０４により左脚にどのような補助動作が与えられるかを示す。すなわち、大腿部上昇駆動、前方駆動、大腿部下降駆動のいずれかの動作を示す。

ステップＳ６０１では、利用者の右脚が前方に位置し、かつ左脚が後方で一旦停止している状態であり、歩行開始状態とする。このとき、右腕速度はゼロ、右脚および左脚は接地の状態である。
ステップＳ６０２およびステップＳ６０３では、利用者が右腕を前方に振り出しながら、左脚を地面から離す。同時に、右脚で体躯を支持しつつ、左脚を前方に踏み出す。このとき右腕速度は最大となる。
ステップＳ６０４のように、左脚が前方への移動を終了した時点では、右腕の前方への移動も終了し、右腕速度はゼロとなる。
ステップＳ６０５からステップＳ６０８では、右腕が後方へ移動するのとほぼ同じタイミングで、右脚の前方への移動を開始し、右脚が離地し、左脚で体躯を支持しつつ右脚を前方へ移動させる。右脚の前方への移動が終了し、右腕の後方への移動も終了した時点で、ステップＳ６０１の歩行開始状態と同様の体勢となり、歩行の１周期が終了する。

状態推定部１０２は、図６（ｃ）に示すような歩行のシーケンスに関するテーブルをデータベースとして保持する。

次に、状態推定部１０２における補助動作およびタイミングの決定例について図７を参照して説明する。
図７に示すグラフは、利用者の右腕の加速度の値を状態信号とした場合における状態信号の変化に関するグラフであり、縦軸は、状態信号の振幅値を最大が１、最小が−１となるように正規化した値であり、横軸は、図６に示す歩行周期で、右足を踏み出した歩行開始時間から、左足を踏み出し、再度、右足を踏み出す直前までの、連続した歩行形態のうちの１周期を１００（％）とした時間経過の軸である。

状態推定部１０２は、状態取得部１０１で取得した利用者の歩行時における状態信号の時系列データから、図７に示すようなグラフを得ることができる。図７に示すグラフの周期は歩行周期と見なせるので、図６（ｂ）に示す右腕速度と対応する。状態信号の時系列データの図６（ｂ）に示す右腕速度のデータにおける対応点を算出することよって、図６（ｃ）に示すような歩行のシーケンスに関するデータベースから、歩行のシーケンスにおける補助力が必要なタイミングを決定することができる。

例えば、状態信号が最大値であるタイミング７０１は、図６（ａ）のステップＳ６０２、図６（ｂ）の右腕速度が最大のタイミングに対応する。よって、状態推定部１０２は、データベースを参照することで、図６（ｃ）中の左脚アシスト駆動６１７の「大腿部上昇駆動」を行なうように駆動部１０３に指示する。駆動部１０３は、この指示信号を受けて駆動機構１０４が大腿部上昇駆動を行うように駆動させればよい。また、状態信号が最小値であるタイミング７０２は、図６（ａ）のステップＳ６０７、図６（ｂ）の右腕速度が最小のタイミングに対応する。よって、状態推定部１０２は、データベースを参照することで、図６（ｃ）中の右脚アシスト駆動６１４の「大腿部下降駆動」を行なうように駆動部１０３に指示信号を送る。駆動部１０３は、この指示信号を受けて駆動機構１０４が大腿部下降駆動を行うように駆動させればよい。図７の例では、加速度の値を状態信号としているが、筋電位値から腕の速度を算出しても同様に処理できる。

なお、図６（ｃ）に示すようなテーブルは、利用者の歩行を予め測定することで作成すればよいが、標準的な歩行動作における歩行周期のデータベースを用いてもよい。
標準的なデータベースを用いる場合の補助動作およびタイミングの決定例について図８を参照して説明する。
図８（ａ）は、標準データベースとなる標準的な歩行周期を表す腕の速度のグラフであり、図８（ｂ）は、標準データベースを利用者の歩行周期に変換したグラフである。
標準データベースでは、歩行の１周期を１００％として、その周期の中での時間の流れの割合と腕の速度の関係を記録し、腕の速度と歩行補助動作の開始タイミングとを、予め記録しておく。

利用者の歩行に関して、状態取得部１０１で取得した状態信号の変化の時刻歴を計測すると、例えば、一連の歩行動作で、１周期に２秒かかった場合は、図８（ｂ）に示すような関係を得ることができる。標準データベースを参照し、一連の歩行動作を１００パーセントとすると、利用者の時刻歴に対する歩行パターンとして、標準データベースの歩行周期（１００％）と利用者の歩行周期（２秒）の比から、補助動作を行うタイミングを利用者の歩行時間（秒）に変換することができる。また、利用者の腕の振り速度の最大値および最小値から、縦軸の数値も標準データベースと対応させることができる。図８（ｂ）の例は、図８（ａ）の歩行周期が利用者の歩行周期となるように引き延ばして変換した例である。つまり、標準データベースの歩行速度よりも、利用者の歩行速度が遅いということを示す。
標準データベースの歩行周期において、タイミングおよび状態信号（ここでは、腕の速度値）と駆動部１０３および駆動機構１０４による補助動作とを対応づけて設定しておけば、状態推定部１０２は、状態取得部１０１により取得した状態信号の値と標準データベースのタイミングおよび値とを比較することにより、補助動作およびタイミングを決定することができる。

以上に示した第１の実施形態によれば、利用者の上肢の動きから得られる状態信号から利用者の行動を推定し、利用者の行動状態に応じて、駆動機構を介して利用者が歩くタイミング、立ち上がりのタイミングおよび着座のタイミングで補助力を利用者に付加することで、利用者の動作を、意思に基づいて確実に補助することができ、かつ利用者にとって、付加する駆動力が違和感なく動作を補助することができる。

また、利用者の状態信号の変化を参照することにより、歩行時間の経過と、標準データベースの歩行周期との関係だけを参照して、補助動作の開始タイミングを決定し、歩行動作の補助を行うことができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、補助力として一定の値を加える場合を想定するが、動作の初動から動作完了に至る間に補助力を変更することにより、より自然な補助力を与えることができる。また、各利用者によって筋力も異なるので、利用者にとって、補助力が過剰または補助力が不足する場合もある。よって、第２の実施形態では、利用者の行動およびタイミングに応じて、加える補助力の大きさ（アシスト量）を算出する点が第１の実施形態と異なる。これによって、利用者の行動に応じて適切な補助力を付加することができる。

第２の実施形態におけるアシスト制御装置について図９のブロック図を参照して説明する。
第２の実施形態に係るアシスト制御装置９００は、状態取得部１０１、状態推定部１０２、駆動機構１０４、駆動量算出部９０１および駆動部９０２を含む。
状態取得部１０１、状態推定部１０２および駆動機構１０４は、第１の実施形態と同様であるので、ここでの説明は省略する。

駆動量算出部９０１は、状態取得部１０１から状態信号を、状態推定部１０２から推定された利用者の行動に関する情報およびタイミング情報をそれぞれ受け取る。駆動量算出部９０１は、状態信号に基づいて、行動およびタイミングに応じた補助力のアシスト量を算出する。
駆動部９０２は、駆動量算出部９０１から利用者の行動に関する情報、タイミング情報およびアシスト量を受け取り、タイミング情報が示すタイミングでアシスト量に応じた補助力が発生するように駆動機構１０４を駆動させる制御信号を生成する。

次に、第２の実施形態に係るアシスト制御装置９００の動作について図１０のフローチャートを参照して説明する。
ステップＳ５０１からステップＳ５１２までは、同様の処理を行うのでここでの説明を省略する。

ステップＳ１００１では、駆動量算出部９０１が、起立動作における補助力のアシスト量を算出する。補助力のアシスト量は、例えば予め設定された時間間隔に応じて変化する値とし、アシスト量の初期値を大きく、起立動作が進むにつれアシスト量を小さくすればよい。
ステップＳ１００２では、駆動量算出部９０１が、歩行動作における補助力のアシスト量を算出する。例えば、図６（ｃ）に示すテーブルにおいて、右脚アシスト駆動および左脚アシスト駆動の各タイミングにおけるアシスト量を予め設定しておき、状態信号の値に対応するタイミングで、設定されたアシスト量を参照してもよい。
ステップＳ１００３では、駆動量算出部９０１が、着座動作における補助力のアシスト量を算出する。着座動作におけるアシスト量は、初期値を大きく、着座動作が進むにつれアシスト量を小さくすればよい。

以上に示した第２の実施形態によれば、利用者の行動およびタイミングに応じて、補助力の大きさであるアシスト量を算出し、利用者の行動およびタイミングに応じたアシスト量で利用者に補助力を付加することで、利用者により自然で適切な補助力を付加することができる。

（第３の実施形態）
利用者が歩行する際、利用者の下肢の衰えが進んでいると、上肢（腕）の動きに下肢が同期できず、腕の動きと下肢の動きとに時間遅れが発生する場合がある。また、下肢のトレーニングを行う場合は、上肢の動きに下肢を強制的に同期させることが重要となる。
そこで、第３の実施形態では、下肢の遅れを考慮して、上肢の動きと下肢の動きとのずれを補正する点が上述の実施形態と異なる。このようにすることで、利用者により適切な補助力を付加することができる。

第３の実施形態に係るアシスト制御装置について図１１のブロック図を参照して説明する。
第３の実施形態に係るアシスト制御装置１１００は、状態取得部１０１、駆動機構１０４、駆動量算出部９０１、駆動部９０２、脚部センサ１１０１、データ蓄積部１１０２、遅延算出部１１０３、補正部１１０４および状態推定部１１０５を含む。
状態取得部１０１、駆動機構１０４、駆動量算出部９０１および駆動部９０２は同様の処理を行うため、ここでの説明を省略する。

脚部センサ１１０１は、駆動機構１０４に接続される回転センサおよび力センサであり、腰や膝の回転角度、力の大きさを計測し、検出信号として得る。
データ蓄積部１１０２は、状態取得部１０１から状態信号として、腕の速度の時系列データを受け取って蓄積する。時系列データは歩行の１周期分が蓄積できればよい。
遅延算出部１１０３は、データ蓄積部１１０２から腕の速度の時系列データを、脚部センサ１１０１からセンサ値をそれぞれ受け取り、腕の動きに対する脚の動きの遅延時間を算出する。

補正部１１０４は、遅延算出部１１０３から遅延時間を受け取り、遅延時間分のタイミングのずれを補正するための補正指示を生成する。具体的には、遅延時間の分タイミングを早めるよう指示すればよい。
状態推定部１１０５は、第１の実施形態に係る状態推定部１０２とほぼ同様であるが、補正部１１０４から補正指示を受け取り、遅延時間Δｔ進んだタイミングを新たなタイミングとして選択したタイミング情報を生成する点が異なる。

次に、遅延算出部１１０３および補正部１１０４の処理について図１２を参照して説明する。
図１２のグラフは、右腕と左脚との速度および周期の関係であり、縦軸が最大値を１に最小値を−１に正規化した速度であり、横軸が時間である。また、第３の実施形態では、利用者の歩行周期は、１秒で歩行動作を終える例を提示している。また、実線のグラフが右腕の動作速度、破線のグラフが左脚の動作速度である。ここでは、脚部センサ１１０１は、左ひざ部に装着されているとする。

歩行において膝の回転角速度と脚の動作速度とは、ほぼ同じタイミングで速度がゼロになる。よって、膝の回転角速度がゼロとなる時点が、脚の動作速度がゼロとなる時点とみなせる。
また、腕の動作速度は、状態信号から算出できる。遅延算出部１１０３は、腕の動作速度がゼロの時点と脚の動作速度がゼロの時点との差分を算出することで、腕の動きに対する脚の動きの遅延時間を算出することができる。具体的に図１２の例では、右腕の動作速度がゼロになる時点１２０１と、左脚の動作速度がゼロになる時点１２０２との差分時間Δｔが、腕の動きに対する脚の動きの遅延時間となる。

補正部１１０４は、図６（ｃ）に示すデータベースにおいて、歩行周期の１００％と図１２に示す横軸の１周期の時間（ここでは、１秒に相当する値）を、その比率で換算して、かつ、Δｔの遅延時間も同じ比率で換算する。その結果をもとに、状態推定部１１０５が、各時刻に対して１周期ぶん時間的に過去となるデータから、遅延時間Δｔ進んだタイミングを新たなタイミングとして選択するように補正指示を生成する。状態推定部１１０５は、補正指示を受け取り、遅延時間Δｔ進んだタイミングを新たなタイミングとしてタイミング情報を生成する。後段の駆動部９０２および駆動機構１０４では、選択されたタイミングに合わせてアシスト駆動を行うことで、遅延時間を補正することができる。このように、歩行動作は単純な繰り返し動作を行うため、過去のデータを用いて動作を補正しても、将来の動作予測を行うことができる。

なお、データ蓄積部１１０２において蓄積する１周期分のデータは、最初の１周期分のデータを継続して用いてよいし、常に最新の歩行周期のデータを更新して蓄積するようにしてもよい。
また、利用者によっては、遅延時間Δｔではなく、自分の状態にあった条件を付与する必要もある。よって、補正部１１０４は、上述の方法により算出したΔｔに対して、時間の追加、削減を行なってもよい。さらに、アシスト駆動に関しても最適な補助力には個人差があるため、補正部１１０４は、利用者からの指示により、駆動部１０３に対し、駆動力を調整できるように、駆動信号と駆動力との制御係数を修正する補正指示を生成してもよい。

なお、上述のように利用者の状態による人的なタイミングのずれではなく、駆動機構１０４を使用している状況による機械的なずれが生じる場合がある。つまり、状態推定部１０２のタイミングと、駆動機構１０４が駆動するタイミング（駆動タイミングともいう）とがずれる場合がある。このような場合、状態推定部１１０５のタイミングと駆動機構１０４が駆動するタイミングとの差分が所定時間以上となる場合、差分が所定時間未満となるように調整すればよい。具体的には、駆動部９０２が、脚部センサ１１０１で得られる駆動機構１０４で発生する駆動力の大きさ、駆動力を発生する時刻を含む検出信号を受け取る。駆動部９０２は、駆動機構１０４が状態推定部１１０５のタイミングに合わせて適正な駆動力で駆動するように制御ゲイン等を用いた演算を行い、タイミングおよび駆動力を調整すればよい。

以上に示した第３の実施形態によれば、上肢の動きに対する下肢の動きの遅延時間を算出し、遅延時間ぶんのずれを補正したタイミングで補助力を発生させることで、利用者に対して、より適切なタイミングで補助力を付加することができる。

（第４の実施形態）
上述の実施形態では、状態検出部および駆動機構を両腕および両脚にそれぞれ装着する場合を想定するが、第４の実施形態では、片腕に状態検出部を装着する場合や、片腕に状態検出部を装着しかつ片脚に駆動機構を装着する場合を想定する。このようにすることで、装置の軽量化および低コスト化を図ることができる。

第４の実施形態に係るアシスト制御装置について図１３のブロック図を参照して説明する。ここでは、利用者の左腕に状態取得部を装着する例を示すが、利用者の右腕に状態取得部を装着してもよい。
第４の実施形態に係るアシスト制御装置１３００は、左腕状態取得部１３０１、状態推定部１０２、分配部１３０２、左脚駆動部１３０３−１、右脚駆動部１３０３−２、左脚駆動機構１３０４−１、右脚駆動機構１３０４−２、左脚部センサ１３０５−１および右脚部センサ１３０５−２を含む。

左腕状態取得部１３０１は、状態取得部１０１と同様である。状態推定部１０２は上述の実施形態と同様である。左脚駆動部１３０３−１および右脚駆動部１３０３−２は、駆動部１０３と同様である。左脚駆動機構１３０４−１および右脚駆動機構１３０４−２は、駆動機構１０４と同様である。左脚部センサ１３０５−１および右脚部センサ１３０５−２は、脚部センサ１１０１と同様である。よって、ここでの説明は省略する。

分配部１３０２は、状態推定部１０２から指示信号を受け取り、補助力を付加するタイミングで、左脚駆動機構１３０４−１および右脚駆動機構１３０４−２のどちらを駆動させるかを決定し、駆動させる側に制御信号を送る。歩行時は、左右の腕が交互に同様の動きをすることから、状態取得部１０１を装着する腕の状態信号に基づいて、左右の脚に交互に補助力を付加するような指示信号を生成すればよい。つまり、左腕が前方に振られているときは、右脚に補助力が付加されるように指示信号を生成し、左腕が後方に振られているときは、左脚に補助力が付加されるように指示信号を生成すればよい。

なお、片腕に状態取得部１０１を装着することから、歩行開始、歩行停止、起立および着座の動作を推定する際のトリガは、上述の実施形態と異なるトリガとする必要がある。例えば、歩行動作において腕を振る方向と直交する方向に左腕状態取得部１３０１を装着した腕を振り上げる動作を、起立動作のトリガとすればよい。また、歩行動作において腕を振る方向と直交する方向に上げた左腕状態取得部１３０１を装着した腕を振り下ろす動作を、着座動作のトリガとすればよい。また、歩行動作と関係ない動作で状態取得部１０１を装着した腕が停止した場合、歩行停止のトリガとすればよい。すなわち、歩行動作における腕の振りと異なる動作をトリガとする。状態推定部１０２は、利用者の体幹と片腕との位置関係から上述のトリガを検出し、利用者の行動を推定すればよい。

また、利用者が半身麻痺などの場合、動かすことができる片腕の動作のみで、動きの悪い半身に補助力を付加してもよい。
利用者が片腕に状態取得部１０１を装着し、片脚に駆動機構１０４を装着する際のアシスト制御装置のブロック図について図１４を参照して説明する。

図１４に示すアシスト制御装置１４００は、右腕の動作により左脚を駆動させる場合のアシスト制御装置であり、右腕状態取得部１４０１、状態推定部１０２、左脚駆動部１３０３−１、左脚駆動機構１３０４−１および左脚部センサ１３０５−１を含む。利用者は、右腕に右腕状態取得部１４０１を装着し、左脚に左脚駆動機構１３０４−１を装着することになる。

また、アシスト制御装置１４５０は、左腕の動作により右脚を駆動させる場合のアシスト制御装置であり、左腕状態取得部１４５１、状態推定部１０２、右脚駆動部１３０３−２、右脚駆動機構１３０４−２および右脚部センサ１３０５−２を含む。利用者は、左腕に左腕状態取得部１４５１を装着し、右脚に右脚駆動機構１３０４−２を装着することになる。
各構成の動作は、図１３に示すアシスト制御装置１３００の各構成と同様の動作を行えばよい。

なお、図１４では、右腕の動作により左脚の駆動機構を制御し、左腕の動作により右脚の駆動機構を制御する例を示すが、左腕の動作により左脚の駆動機構を制御し、右腕の動作により右腕の駆動機構を制御するようにしてもよい。

以上に示した第４の実施形態によれば、利用者が動作可能な片方の腕の動作により、両脚または片脚に補助力を付加することができ、利用者が片腕しか動かすことができないような状態でも、上述の実施形態と同様に利用者に適切な補助力を付加することができる。さらに、装置の軽量化および低コスト化を図ることができる。

ここで、上述した実施形態に係るアシスト制御装置のハードウェア構成を図１５に示す。
アシスト制御装置は、状態取得部１０１、状態推定部１０２および駆動部１０３の動作を実行するアシスト制御プログラムなどが格納されているＲＯＭ１５０１と、ＲＯＭ１５０１内のプログラムに従ってアシスト制御装置の各部を制御するＣＰＵ１５０２と、アシスト制御装置の制御に必要な、参照パターンや標準データベースなど種々のデータを記憶するＲＡＭ１５０３と、ネットワークに接続して通信をおこなう通信Ｉ／Ｆ１５０４と、各部を接続するバス１５０５を備えている。
またアシスト制御プログラムは、インストール可能な形式又は実行可能な形式のファイルでＣＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記憶媒体に記憶されて提供されてもよい。
この場合、アシスト制御プログラムは、上記記憶媒体から読み出して実行することによりアシスト制御装置１００の主記憶装置上にロードされ、図１５に示すソフトウェア構成の各部が、主記憶装置上に形成されるようになっている。
また、本実施例のアシスト制御プログラムを、インターネットなどのネットワークに接続されたコンピュータ上に格納し、ネットワーク、通信Ｉ／Ｆ１５０４経由でダウンロードさせることにより提供するように構成してもよい。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行なうことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１００，９００，１１００，１３００，１４００，１４５０…アシスト制御装置、１０１…状態取得部、１０２，１１０５…状態推定部、１０３，９０２…駆動部、１０４…駆動機構、２００…利用者、２０１…筐体、２０２…保持手段、２０３…駆動源、２０４…リンク機構、３０１…二頭筋筋電位センサ、３０２…三頭筋筋電位センサ、３０３…前部筋電位センサ、３０４…後部筋電位センサ、３０５…前腕筋電位センサ、３１０…上腕二頭筋、３１１…上腕三頭筋、３１２…三角筋前部、３１３…三角筋後部、４０１…椅子、６１０…歩行周期、６１１…右腕速度、６１２…右足、６１３…右脚アシスト動作、６１４…右脚アシスト駆動、６１５…左足、６１６…左脚アシスト動作、６１７…左脚アシスト駆動、７０１，７０２…タイミング、９０１…駆動量算出部、１１０１…脚部センサ、１１０２…データ蓄積部、１１０３…遅延算出部、１１０４…補正部、１２０１，１２０２…時点、１３０１，１４５１…左腕状態取得部、１３０２…分配部、１３０３−１…左脚駆動部、１３０３−２…右脚駆動部、１３０４−１…左脚駆動機構、１３０４−２…右脚駆動機構、１３０５−１…左脚部センサ、１３０５−２…右脚部センサ、１４０１…右腕状態取得部、１５０１・・・ＲＯＭ、１５０２・・・ＣＰＵ、１５０３・・・ＲＡＭ、１５０４・・・通信Ｉ／Ｆ、１５０５・・・バス。

Claims (12)

1. 利用者の下肢に装着される駆動機構と、
   前記利用者の上肢の動きを示す状態信号を取得する取得部と、
   前記状態信号の変化から前記利用者の行動を補助するタイミングである補助タイミングを決定する推定部と、
   前記補助タイミングに応じて、前記利用者の行動を補助するための補助力を発生させるように前記駆動機構を駆動させる駆動部と、を具備するアシスト制御装置。
2. 前記推定部は、前記状態信号の変化から前記利用者の行動を推定する請求項１に記載のアシスト制御装置。
3. 前記利用者の行動および前記補助タイミングに応じて前記補助力の大きさを示すアシスト量を算出する第１算出部をさらに具備し、
   前記駆動部は、前記アシスト量に応じた前記補助力を発生させるように前記駆動機構を駆動する請求項１または請求項２に記載のアシスト制御装置。
4. 前記推定部は、前記状態信号の値の変化から、前記補助力を増加させるかまたは該補助力を減少させるかを決定する請求項１から請求項３のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
5. 前記駆動機構は、前記利用者の腰部、膝部および踝部の少なくともいずれか１部の動作を補助するように、該利用者に装着される請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
6. 前記取得部は、前記利用者の腕部の筋電位を含む生体信号を前記状態信号として取得する請求項１から請求項５のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
7. 前記取得部は、センサにより測定される前記利用者の腕部の位置、該腕部の速度、該腕部の加速度の少なくともいずれか１つを含むセンサ信号を前記状態信号として取得する請求項１から請求項６のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
8. 前記推定部は、前記利用者の体幹と腕との位置関係から、前記利用者の行動として、該利用者の歩行動作、起立動作および着座動作を推定する請求項１から請求項７のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
9. 前記利用者の脚部に装着され、該脚部の速度および加速度を計測して検出信号を得るセンサと、
   前記状態信号および前記検出信号を用いて、前記利用者が歩行する際の該利用者の上肢の動作に対する下肢の動作の遅れを示す遅延時間を算出する第２算出部と、
   前記補助タイミングを前記遅延時間早めるように補正する補正部と、をさらに具備する請求項１から請求項８のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
10. 前記補正部は、前記補助タイミングと前記駆動機構が駆動する駆動タイミングとの差分が第１時間以上となる場合、該差分が該第１時間未満となるように前記駆動タイミングを調整する請求項９に記載のアシスト制御装置。
11. 前記駆動機構は、前記利用者の右脚および左脚の少なくともどちらか一方に装着され、
    前記取得部は、前記利用者の右腕および左腕のどちらか一方の動きを示す状態信号を取得する請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載のアシスト制御装置。
12. 前記利用者の上肢の動きを示す状態信号を取得し、
    前記状態信号の変化から前記利用者の行動を補助するタイミングである補助タイミングを決定し、
    前記補助タイミングに応じて、前記利用者の行動を補助するための補助力を発生させるように前記利用者の下肢に装着される駆動機構を駆動するアシスト制御方法。

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