JP3950149B2 - 運動補助装置 - Google Patents

Description

本発明は、ユーザの運動を補助するための装置に関する。

ユーザの脚の動きを補助する力をユーザの脚を含む身体部分に作用させることにより、このユーザの歩行運動を補助する装置が提案されている（たとえば、特許文献１参照）。

また、ユーザの歩行運動リズムに変化に追従しながらも、歩行補助装置による歩行補助リズムに自律性を持たせるように、この歩行補助装置を制御するシステムが提案されている（たとえば、特許文献２参照）。
特開２００３−１３５５４３号公報 特開２００４−０７３６４９号公報

しかし、歩行補助装置のユーザの多くがそうであるように、その腕が正常である一方、その脚に異常が生じてその運動機能が低下し、随意的な動きが困難である場合、次のような弊害の招来が懸念される。

すなわち、異常が生じている身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定された場合、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。

また、正常な身体部分の運動リズムのみが反映された形で歩行補助装置による歩行補助リズムが設定される場合も、この歩行補助リズムが、正常な身体部分の運動リズムとの調和、さらには、異常が生じた身体部分および正常な身体部分のそれぞれの運動リズムの調和に鑑みて不適当なものとなる可能性がある。

そこで、本発明は、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムでユーザの運動を補助しうる装置を提供することを解決課題とする。

前記課題を解決するための第１発明の運動補助装置は、補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、前記ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成手段により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差を目標位相差に近づけるように該固有角速度を新たに設定する固有角速度設定手段と、入力振動信号に基づき、該固有角速度設定手段により設定された該固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、該第２振動子生成手段により生成された該第２振動子に基づき、前記補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする。

第１発明の運動補助装置によれば、まず、ユーザの一の身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての「第１運動振動子」が第１モデルに入力振動信号として入力されることにより、第１モデルの出力振動信号としての「第１振動子」が生成される。ここで「振動」とは、現実的または仮想的なものが、ほぼ一定の周期を持って揺れ動くことのほか、広く時間変化することを含む概念である。また「振動子」とは、値が時間変化する電気信号や、ソフトウェアにおいて値が時間変化するものとして定義された関数等を含む概念である。「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第１モデルにしたがって生成された第１振動子は「相互引き込み」の効果によりユーザの「第１運動振動子」のリズムと調和しながら、固有角速度に基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって振動する。一方、第１振動子は、ユーザの運動リズムと運動補助装置による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子に対して不適当な位相差を有している可能性がある。したがって、第１振動子から直接的に補助振動子が生成された場合、この補助振動子によって補助されたユーザの運動のリズムが目標運動リズムから乖離してしまうおそれがある。

そこで「新たな固有角速度」が、ユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差である「第１位相差」に応じて設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度が反映された形で新たな第１振動子が生成されることが繰り返されることにより、第１運動振動子のリズムと第１振動子のリズムとの調和を図りながら、第１位相差の目標位相差からの偏差を徐々に減少させることができる。

続いて、ユーザの他の身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての「第２運動振動子」が第２モデルに入力振動信号として入力されることにより、第２モデルの出力振動信号としての「第２振動子」が生成される。「第２モデル」は入力振動信号に応じて、固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第２モデルにしたがって生成された第２振動子は当該新たな固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する。そして、この第２振動子に基づいて「補助振動子」が生成され、この補助振動子に応じた力がユーザの身体に作用させられる。

前記のように、異なる身体部分の運動リズムが反映された形で補助振動子が生成される。これにより、ユーザの第１および第２運動振動子のそれぞれに応じた異なる身体部分の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助されうる。ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、運動補助装置による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、かつ、ユーザの運動リズムも運動補助装置による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。

以上のように、第１発明の運動補助装置によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうる。なお、ユーザの「運動」には、歩行、走行、ものづくりに伴う手足の動き等、種々の運動が含まれうる。

また、第２発明の運動補助装置は、第１発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。

第３発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズムまたは角速度）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズムまたは角速度）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。

これにより、たとえば、正常な身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

また、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じて運動機能が低下している身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

さらに、第３発明の運動補助装置は、第１発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。

本発明の運動補助装置によれば、運動補助装置による力が作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズム）と、運動補助装置による力が作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズム）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。

これにより、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているため、運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

また、たとえば、正常であるものの運動補助装置の力により補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、運動補助装置の力により補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

また、第４発明の運動補助装置は、第１〜第３発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定し、または前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定することを特徴とする。

第４発明の運動補助装置によれば、上肢の関節回りの運動リズムと、下肢の関節回りの運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムで、上肢の関節回りの運動または下肢の関節回りの運動が補助されうる。

さらに、第５発明の運動補助装置は、第１〜第３発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記第２モデルが、前記ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの左脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まり、かつ、前記ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの右脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まるモデルであり、前記第２振動子生成手段が該第２モデルにしたがって当該第２振動子を生成することを特徴とする。

歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、かつ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、かつ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。

第５発明の運動補助装置によれば、この点に鑑みてユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助されうる。

また、第６発明の運動補助装置は、第１〜第５発明のうちいずれか１つの運動補助装置において、前記第１モデルが、複数の前記入力振動信号とそれぞれ相互に引き込み合うことにより前記固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する複数の前記出力振動信号のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれる第１連立方程式により表現され、前記運動振動子測定手段が複数の前記第１運動振動子を測定し、前記第１振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第１相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第１運動振動子を該複数の入力振動信号として該第１モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第１振動子を生成することを特徴とする。

第６発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の第１要素の相関関係を第１モデルにしたがって生成される複数の（第１要素の）出力振動信号の相関関係を表す第１相関係数に反映させることができる。また、これら複数の第１要素の相関関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じたて時間変化するパラメータとしての第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映されている複数の第１要素の相関関係に鑑みて適当な第１振動子が生成されうる。たとえば、複数の第１要素として左右の腕（上肢）が想定された場合、左右の腕が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子が生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。

さらに、第７発明の運動補助装置は、第１〜第６発明のうちいずれか１つに記載の運動補助装置において、前記第２モデルが、複数の前記入力振動信号に基づき、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する複数の前記出力振動信号に第２相関係数がかけられている項が含まれる第２連立方程式により表現され、前記運動振動子測定手段が複数の前記第２運動振動子を測定し、前記第２振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第２相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第２運動振動子を該複数の入力振動信号として該第２モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第２振動子を生成することを特徴とする。

第７発明の運動補助装置によれば、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の第２要素の相関関係を第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係を表す第２相関係数に反映させることができる。また、これら複数の第２要素の相関関係が、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの動きに応じた第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて調節される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映されている複数の第２要素の相関関係に鑑みて適当な第２振動子が生成されうる。たとえば、複数の第２要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配するニューロン間の定性的関係等が反映された形で第２振動子が生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子のリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。

また、第８発明の運動誘導装置は、第１〜第７発明のうちいずれかの運動誘導装置において、前記固有角速度設定手段が前記第１位相差に基づき仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子の位相差である第２位相差を前記目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな前記固有角速度として設定し、前記仮想モデルが前記２つの振動子に相関係数がかけられた項が含まれている連立方程式により表現され、前記固有角速度設定手段が、前記第１位相差に基づき、該相関係数を設定する相関係数設定手段と、該相関係数設定手段により設定された該相関係数に基づき、前記第１位相差と前記第２位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち一方の角速度を設定する第１角速度設定手段と、該第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、前記第２位相差と前記目標位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち他方の角速度を新たな前記固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする。

第８発明の運動補助装置によれば、仮想モデルにおける仮想的な２つの振動子の関係がユーザの第１運動振動子と第１振動子との位相差（第１位相差）に応じたものに設定される。また、当該２つの振動子の位相差（第２位相差）を目標位相差に近づけるように２つの振動子の角速度のうち一方が新たな固有角速度として設定される。これにより、新たな固有角速度は、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの目標位相差に応じた調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。さらに、仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子にかけられている相関係数の設定等を経て、前記のように第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度が新たな固有角度として設定されうる。これにより、第１運動振動子により特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標位相差に応じた目標運動リズムに一致させる観点から適当なリズムおよびスケールを有する補助振動子が設定されうる。

さらに、第９発明の運動補助装置は、第１〜第８発明の運動補助装置において、前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの運動に応じて時間変化し、かつ、該ユーザの運動スケールを表すパラメータとして前記第２運動振動子を測定し、前記補助振動子生成手段が、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子と、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に応じて、前記運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を、該ユーザの目標運動スケールに応じて定まる目標値に近付けるための仮想的な弾性要素による弾性力を表す第１補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする。

第９発明の運動補助装置によれば、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子をその目標値に近付けるための仮想的なバネ等の弾性要素の弾性力を表している「第１誘導振動子」を含む誘導振動子が生成される。仮想的な弾性要素の弾性力は、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。したがって、第１誘導振動子を含む誘導振動子に応じてユーザの運動が誘導されることで、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値が目標値に近づくように、すなわち、ユーザの運動スケールが目標運動スケールに近付くようにユーザの運動が誘導されうる。

また、第１０発明の運動補助装置は、第９発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な弾性要素の弾性係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第１係数を、前記運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第１係数と、前記第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子が含まれている前記第１補助振動子を生成することを特徴とする。

第１０発明の運動補助装置によれば、第１補助振動子が、第１係数を弾性係数（バネ係数）とし、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の値を目標値に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。この第１係数は第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

さらに、第１１発明の運動補助装置は、第９または第１０発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度と、前記運動振動子測定手段により測定された前記第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的な減衰要素による減衰力を表す第２補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする。

第１１発明の運動補助装置によれば、「第２誘導振動子」には、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的なダンパによる減衰力として表される「第２誘導振動子」を含む誘導振動子が生成される。仮想的なダンパ等の弾性要素による減衰力は、ユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標運動リズムに一致させるようにユーザの運動を誘導するという観点から適当な振動子の角速度に相当する新たな固有角速度に応じている。したがって、第２誘導振動子を含む誘導振動子が生成されることにより、ユーザの運動リズムと誘導振動子のリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図り、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値に応じて当該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制しながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が誘導されうる。

また、第１２発明の運動補助装置は、第１１発明の運動補助装置において、前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な減衰要素の減衰係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第２係数を、前記運動振動子測定手段により測定された前記第１運動振動子および前記第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第２係数と、前記第２運動振動子の時間微分値の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子を含む前記第２補助振動子を生成することを特徴とする。

第１２発明の運動補助装置によれば、第２補助振動子が、第２係数を減数係数（ダンパ係数）とし、かつ、ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。この第２係数は第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定される。以上により、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

本発明の運動補助装置、並びにその制御システムおよび制御プログラムの実施形態について図面を用いて説明する。

図１は本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図、図２は本発明の運動補助装置の機能例示図、図３および図４は第１位相差の設定方法に関する説明図、図５および図６は本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図、図７は補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図である。

以下、歩行者の脚体等について左右を区別するために基本的にパラメータに添字Ｌ、Ｒを付するが、表記の簡単のため添字Ｌ、Ｒを省略する場合もある。

図１に示されている歩行補助装置（運動補助装置）２００は、腰部装具２０２と、大腿部装具２０４と、力伝達部材２０６と、バッテリ２０８と、アクチュエータ（電動モータ）２１０と、肩関節角度センサ２１１と、股関節角度センサ２１２とを備えている。

腰部装具２０２は剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの腰部に装着される。大腿部装具２０４も剛性のある素材と柔軟性のある素材とが組み合わせられて作られており、ユーザの大腿部の前後それぞれに装着される。力伝達部材は、軽量の硬質プラスチック等の定形性のある素材より作られており、ユーザの大腿部に沿って、ユーザの腰部の横から下方に延びた後で大腿部の前後に向けて二股に分かれた形状であり、アクチュエータ２１０および前後の大腿部装具２０４のそれぞれに連結されている。バッテリ２０８は腰部装具２０２に収納されており（たとえば、腰部装具２０２を構成する複数の素材の間に固定されており）、アクチュエータ２１０等に対して電力を供給する。アクチュエータ２１０は腰部装具２０２に収納されており、力伝達部材２０６および大腿部装具２０４を介してユーザの大腿部に力を作用させる。肩関節角度センサ２１１はユーザの左右の肩関節部分に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、肩関節角度に応じた信号を出力する。股関節角度センサ２１２はユーザの腰部の横に設けられたロータリエンコーダ等により構成され、股関節角度に応じた信号を出力する。

図１に示されている制御システムは、腰部装具２０２に収納されたハードウェアとしてのコンピュータ１００と、このコンピュータ１００に対して歩行補助装置２００の制御機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている。

制御システムは、運動振動子測定ユニット１１０と、第１振動子生成ユニット１２０と、固有角速度設定ユニット１３０と、第２振動子生成ユニット１４０と、補助振動子生成ユニット１５０とを備えている。各ユニットは、ハードウェアとしてのＣＰＵ、ＥＥＰＲＯＭ、ＲＡＭ等のメモリ、信号入力回路および信号出力回路等の組み合わせと、ＣＰＵ等より構成されるコンピュータ１００に対して諸機能を付与するソフトウェアとしての本発明の「制御プログラム」とにより構成されている（以下同様）。なお、各ユニットはそれぞれ別個のＣＰＵ等により構成されていてもよく、共通のＣＰＵ等により構成されていてもよい。

運動振動子測定ユニット１１０は、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、「第１運動振動子」として肩関節角速度ｄφ_S／ｄｔを測定する。また、運動振動子測定ユニット１１０は、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、「第２運動振動子」として股関節角度φ_Hを測定する。

第１振動子生成ユニット１２０は運動振動子測定ユニット１１０により測定された肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ_S／ｄｔと、固有角速度ω_Mとに基づき、「第１モデル」にしたがって第１振動子ｘを生成する。

固有角速度設定ユニット１３０は、肩関節角速度ｄφ_S／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差に基づき、新たな固有角速度ω_Mを設定する。

第２振動子生成ユニット１４０は、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度（第２運動振動子）φ_Hと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ω_Mとに基づき、「第２モデル」にしたがって第２振動子ｙを生成する。

補助振動子生成ユニット１５０は、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙに基づき、歩行補助装置２００による補助振動子ｚを生成する。

前記構成の歩行補助装置およびその制御システムの機能について図２を用いて説明する。

運動振動子測定ユニット１１０が、肩関節角度センサ２１１の出力に基づき、ユーザの左右の第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔ＝（ｄφ_SL／ｄｔ，ｄφ_SR／ｄｔ）を測定する（図２／ｓ１１１）。運動振動子測定ユニット１１０が、股関節角度センサ２１２の出力に基づき、ユーザの左右の第２運動振動子（股関節角度）φ_H＝（φ_HL，φ_HR）を測定する（図２／ｓ１１２）。

さらに、第１振動子生成ユニット１２０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔと固有角速度ω_M＝（ω_ML，ω_MR）とに基づき第１モデルにしたがって第１振動子ｘ＝（ｘ_L，ｘ_R）を生成する（図２／ｓ１２０）。「第１モデル」は左右の脚体等、複数の第１要素の相関関係を表現するモデルである。具体的には「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号（当該第１要素の出力振動信号）を生成するモデルである。第１モデルは、たとえば次式（１）のファン・デル・ポル（ｖａｎ ｄｅｒ Ｐｏｌ）方程式（「第１連立方程式」に該当する。）によって表現される。第１振動子生成ユニット１２０によって股関節角速度（第１運動振動子）ｄφ _H ／ｄｔ＝（ｄφ _HL ／ｄｔ，ｄφ _HR ／ｄｔ）が当該入力振動信号として第１モデルに入力されることにより、当該出力振動信号として第１振動子ｘ＝（ｘ _L 、ｘ _R ）が生成される。

（ｄ²ｘ_L／ｄｔ²）＝ξ（１−ｘ_L ²）（ｄｘ_L／ｄｔ）−ω_ML ²ｘ_L
＋ｇ（ｘ_L−ｘ_R）＋Ｋ（ｄφ_SL／ｄｔ），
（ｄ²ｘ_R／ｄｔ²）＝ξ（１−ｘ_R ²）（ｄｘ_R／ｄｔ）−ω_MR ²ｘ_R
＋ｇ（ｘ_R−ｘ_L）＋Ｋ（ｄφ_SR／ｄｔ） ‥（１）

ここで「ξ」は第１振動子ｘおよびその１回時間微分（ｄｘ／ｄｔ）がｘ−（ｄｘ／ｄｔ）平面で安定なリミットサイクルを描くように設定される係数（＞０）である。「ｇ」は左右の上肢（腕）（複数の第１要素）の相関関係を第１モデルにしたがって生成される複数の（第１要素の）出力振動信号の相関関係に反映させるための第１相関係数である。第１相関係数ｇは第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）ならびに第２運動振動子φ_Hのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されうる。「Ｋ」はフィードバック係数である。なお固有角速度ω_Mは、歩行補助装置２００による実際の補助リズム（歩行運動補助リズム）から大きく外れない範囲で任意に設定されうる。

第１振動子ｘ＝（ｘ_L，ｘ_R）はルンゲ・クッタ法により決定／生成される。第１振動子ｘの成分ｘ_Lおよびｘ_Rはそれぞれ左右の脚体に関する仮想的な歩行補助リズムを表す。この第１振動子ｘは、ファン・デル・ポル方程式の１つの性質である「相互引き込み」により、実際の歩行リズムと略同等のリズム（角速度）で時間変化する第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔのリズムと調和しながらも「固有角速度」ω_M に基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって時間変化または振動するという性質がある。

また、「第１モデル」は、式（１）により表現されるファン・デル・ポル方程式とは異なる形のファン・デル・ポル方程式によって表現されてもよく、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔ等の入力振動信号と相互引き込み効果によって出力振動信号としての第１振動子ｘが生成されうるあらゆる方程式によって表現されてもよい。

また、固有角速度設定ユニット１３０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔと、第１振動子生成ユニット１２０により生成された第１振動子ｘとに基づき新たな固有角速度ω_Mを設定する（図２／ｓ１３０）。

具体的には、左右各成分について第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔと、第１振動子ｘとの位相差（正確にはこの位相差が反映された変数）が、次式（２．１）にしたがって第１位相差θ_HMとして設定される（図２／ｓ１３１）。

θ_HM＝∫ｄｔ・δθ（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ），
δθ（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ）
≡ｓｇｎ（ｘ）｛ｓｇｎ（ｄφ_S／ｄｔ）−ｓｇｎ（ｄｘ／ｄｔ）｝，
ｓｇｎ（θ）≡−１（θ＜０），０（θ＝０），１（θ＞０） ‥（２．１）

式（２．１）で定義されているδθの性質の理解のため、例として図３に示されているように肩関節角速度ｄφ_S／ｄｔおよび第１振動子ｘが振動した場合を考える。なお、簡単のため、「０」「正値」および「負値」をそれぞれ「０」「＋」および「−」と表す。

時間（ｔ₀，ｔ₁）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，＋，＋）なのでδθは「−２」となる。また、時間（ｔ₁，ｔ₂）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，＋）なのでδθは「０」となる。さらに、時間（ｔ₂，ｔ₃）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，＋，−）なのでδθは「２」となる。また、時間（ｔ₃，ｔ₄）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（＋，−，−）なのでδθは「−２」となる。さらに、時間（ｔ₄，ｔ₅）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，−）なのでδθは「０」となる。また、時間（ｔ₅，ｔ₆）では（ｄφ_S／ｄｔ，ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（−，−，＋）なのでδθは「２」となる。

第１振動子ｘの１周期［ｔ₀，ｔ₆］においてδθが「＋２」である累計時間（＝（ｔ₃−ｔ₂）＋（ｔ₆−ｔ₅））の総和が、δθが「−２」である累計時間（＝（ｔ₁−ｔ₀）＋（ｔ₄−ｔ₃））より大きくなっている。したがって、この場合、式（２）のようにδθの時間積分で表現される第１位相差θ_HMは、δθが「＋２」である累計時間が、δθが「−２」である累計時間よりも大きくなるほど大きくなる正の値をとることとなる。これは、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔの位相が、第１振動子ｘの位相よりも進んでいることを意味しており、これは図３に示す両振動子の位相関係に合致した結果となっている。

なお、図４に示されているように（ｄφ_S／ｄｔ，ｄ²φ_S／ｄｔ²）＝（０，＋）となる時点（・・，ｔ_id，ｔ_id+1，‥）と、（ｘ，ｄｘ／ｄｔ）＝（０，＋）となる時点との時間差に応じて第１位相差θ_HM（＝θ_H−θ_M）が設定されてもよい。

次に、過去３歩行周期にわたって第１位相差θ_HMが一定であったことを要件として、左右各成分について、次式（２．２）および（２．３）によって表される「仮想モデル」にしたがって、次式（２．４）によって表される仮想運動振動子θ_hと仮想補助振動子θ_mとの位相差θ_h−θ_mが、第２位相差θ_hmとして設定される。（図２／ｓ１３２）。

（ｄθ_h／ｄｔ）＝ω_h＋ε・ｓｉｎ（θ_m−θ_h） ‥（２．２）
（ｄθ_m／ｄｔ）＝ω_m＋ε・ｓｉｎ（θ_h−θ_m） ‥（２．３）
θ_hm＝ａｒｃｓｉｎ［（ω_h−ω_m）／２ε］ ‥（２．４）

ここで、εは仮想モデルにおける仮想運動振動子θ_hおよび仮想補助振動子θ_mの相関係数である。また、ω_hは仮想運動振動子θ_hの角速度であり、ω_mは仮想補助振動子θ_mの角速度である。

続いて、第１位相差θ_HMと第２位相差θ_hmとの差θ_HM−θ_hmが最小になるように相関係数εが設定される（図２／ｓ１３３）。具体的には次式（２．５）にしたがって、左右各成分について、（ｄφ_S／ｄｔ，ｄ²φ_S／ｄｔ²）＝（０，＋）となる時刻（・・，ｔ_id-1，ｔ_id，ｔ_id+1，・・）（図４参照）における相関係数εが逐次設定される。

ε（ｔ_id+1）＝ε（ｔ_id）−η｛Ｖ（ｔ_id+1）−Ｖ（ｔ_id）｝／｛ε（ｔ_id）−ε（ｔ_id-1）｝，
Ｖ（ｔ_id+1）≡（１／２）｛θ_HM（ｔ_id+1）−θ_hm（ｔ_id）｝² ‥（２．５）

ここで、η＝（η_L，η_R）の各成分は、第１位相差θ_HMの左右各成分と第２位相差θ_hmの左右各成分とを近づけるポテンシャルＶ＝（Ｖ_L，Ｖ_R）の安定性を表す係数である。

次に、相関係数εに基づき、仮想補助振動子θ_mの固有角速度ω_mが一定であるという条件下で、左右各成分について第１および第２位相差の差θ_HM−θ_hmの各成分が最小となるように仮想運動振動子θ_hの角速度ω_hが次式（２．６）にしたがって設定される（図２／ｓ１３４）。

ω_h（ｔ_id）＝−α∫ｄｔ・（［４ε（ｔ_id）²−｛ω_h（ｔ）−ω_m（ｔ_id）｝²］^1/2
×ｓｉｎ［ｓｉｎ^-1｛（ω_h（ｔ）−ω_m（ｔ_id-1））／２ε（ｔ_id）｝−θ_HM（ｔ_id）］）
‥（２．６）

ここで、α＝（α_L，α_R）の各成分は系の安定性を表す係数である。

続いて、左右各成分について、仮想運動振動子θ_Hの角速度ω_hに基づき、仮想補助振動子θ_mの角速度ω_mが、新たな固有角速度ω_Mとして設定される（図２／ｓ１３５）。具体的には、左右各成分について、第２位相差θ _hm が目標位相差θ_dに近づくように、次式（２．７）にしたがって仮想補助振動子θ_mの角速度ω_m＝（ω_mL，ω_mR）が設定される。

ω_m（ｔ_id）＝β∫ｄｔ・（［４ε（ｔ_id）²−｛ω_h（ｔ_id）−ω_m（ｔ）｝²）
×ｓｉｎ［ｓｉｎ^-1｛（ω_h（ｔ_id）−ω_m（ｔ））／２ε（ｔ_id）｝−θ_d］）‥（２．７）

ここで、β＝（β_L，β_R）の各成分は系の安定性を表す係数である。

続いて、第２振動子生成ユニット１４０が、運動振動子測定ユニット１１０により測定された第２運動振動子（股関節角度）φ_Hと、固有角速度設定ユニット１３０により設定された新たな固有角速度ω_Mとに基づき、第２モデルにしたがって第２振動子ｙ＝（ｙ_L+，ｙ_L-，ｙ_R+，ｙ_R-）を生成する（図２／ｓ１４０）。「第２モデル」は複数の神経要素等、複数の第２要素の関係を表現するモデルである。具体的には「第２モデル」は入力振動信号に応じて当該新たな固有角速度ω _M に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号（当該第２要素の出力振動信号）を生成するモデルである。第２モデルはたとえば次式（３）の連立微分方程式（「第２連立方程式」に該当する。）により表現される。当該連立微分方程式には、左大腿部の屈曲方向（前方）および伸展方向（後方）のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｌ＋およびＬ−、並びに右大腿部の屈曲方向および伸展方向のそれぞれへの運動を支配する神経要素Ｒ＋およびＲ−の膜電位の変動に対応する状態変数ｕ_i（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−，Ｒ＋，Ｒ−）と、神経要素ｉの順応効果が反映される自己抑制因子ｖ_iとが含まれている。第２振動子生成ユニット１４０により、股関節角度（第２運動振動子）φ _H が当該入力振動信号として第２モデルに入力されることにより、当該出力振動信号として第２振動子ｙが生成される。

τ_1L+・ｄｕ_L+／ｄｔ＝−ｕ_L+＋ｗ_L+/L-ｙ_L-＋ｗ_L+/R+ｙ_R+
−λ_Lｖ_L+ｆ₁（ω_ML）＋ｆ₂（ω_ML）Ｋ（φ_HL），
τ_1L-・ｄｕ_L-／ｄｔ＝−ｕ_L-＋ｗ_L-/L+ｙ_L+＋ｗ_L-/R-ｙ_R-
−λ_Lｖ_L-＋ｆ₁（ω_ML）＋ｆ₂（ω_ML）Ｋ（φ_HL），
τ_1R+・ｄｕ_R+／ｄｔ＝−ｕ_R+＋ｗ_R+/L+ｙ_L+＋ｗ_R+/R-ｙ_R-
−λ_Rｖ_R+＋ｆ₁（ω_MR）＋ｆ₂（ω_MR）Ｋ（φ_HR），
τ_1R-・ｄｕ_R-／ｄｔ＝−ｕ_R-＋ｗ_R-/L-ｙ_L-＋ｗ_R-/R+ｙ_R+
−λ_Rｖ_R-＋ｆ₁（ω_MR）＋ｆ₂（ω_MR）Ｋ（φ_HR），
τ_2i・ｄｖ_i／ｄｔ＝−ｖ_i＋ｙ_i，
ｙ_i＝ｍａｘ（０，ｕ_i） ‥（３）

ここで、τ_1iは状態変数ｕ_iの変化特性を規定する時定数であり、左右各成分について次式（３．１）によって表されるように、新たな固有角速度ω_Mへの依存性を有する。

τ_1i≡ｔ（ω_ML）／ω_ML−γ_L（ｉ＝Ｌ＋，Ｌ−），または
ｔ（ω_MR）／ω_MR−γ_R（ｉ＝Ｒ＋，Ｒ−） ‥（３．１）

ｔ（ω）はω依存性を有する係数である。γ＝（γ_L，γ_R）は定数である。

また、τ_2iは自己抑制因子ｖ_iの変化特性を規定する時定数である。また、ｗ_i/j（＜０）は複数の第２要素（神経要素）ｉおよびｊの相関関係を第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係に反映させるための第２相関係数（定数）である。第２相関係数ｗ_i/jは第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）、第２運動振動子（股関節角度）φ_Hのスケール（振幅）およびリズム（角速度または周波数）のうち一部または全部に基づいて設定されうる。「λ_L」および「λ_R」は慣れ係数である。Ｋは股関節角度φ_Hに応じたフィードバック係数である。

「ｆ₁」および「ｆ₂」はそれぞれ次式（３．２）および（３．３）により定義される関数である。

ｆ₁（ω）≡ｃ・ω（ｃ＞０） ‥（３．２）
ｆ₂（ω）≡ｃ₀＋ｃ₁ω＋ｃ₂ω² ‥（３．３）

固有角速度ω_Mの関数であるｆ₁（ω_M）およびｆ₂（ω_M）の係数ｃ，ｃ₀，ｃ₁，ｃ₂は、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔのスケール（振幅）およびリズム（周波数）ならびに第２運動振動子（股関節角度）φ_Hのスケールおよびリズムのうち一部または全部に応じた係数として設定されうる。

次に、補助振動子生成ユニット１５０が、第２振動子生成ユニット１４０により生成された第２振動子ｙ_iに基づき、補助振動子ｚを生成する（図２／ｓ１５０）。具体的には、次式（４）にしたがって補助振動子ｚが生成される。

ｚ_L＝ ｐ₊ｙ_L+−ｐ_-ｙ_L-，
ｚ_R＝−ｐ₊ｙ_R+＋ｐ_-ｙ_R- ‥（４）

ここで、ｐ₊およびｐ_-は活性化係数を表している。

そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された補助振動子ｚに応じた電流Ｉ＝（Ｉ_L，Ｉ_R）がバッテリ２０８から左右のアクチュエータ２１０にそれぞれ供給され、アクチュエータ２１０の動力に応じた力Ｆ＝（Ｆ_L，Ｆ_R）がユーザの大腿部に作用する。

以後、前記処理（図２／ｓ１１１，ｓ１１２，・・，ｓ１５０）が繰り返されることで、ユーザは歩行補助装置２００によって股関節回りのトルクが付与されながら歩行する。

前記機能を発揮する本発明の歩行補助装置２００およびその制御システムによれば、まず、ユーザの腕（一の身体部分）の動きに応じて時間変化するパラメータとしての第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔが第１モデルに入力振動信号として入力されることにより、第１モデルの出力振動信号としての第１振動子ｘが生成される（図２／ｓ１２０）。「第１モデル」は入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第１モデルにしたがって生成された第１振動子ｘは、ファン・デル・ポル方程式（式（１）参照）の特徴である「相互引き込み」の効果によりユーザの第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔのリズムと調和しながら、固有角速度ω_M に基づいて定まる自律的なリズムまたは角速度をもって振動する。一方、第１振動子ｘは、ユーザの運動リズムと歩行補助装置２００による補助リズムとの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させる観点から、ユーザの第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔと不適当な位相差を有している可能性がある。したがって、第１振動子ｘから直接的に補助振動子ｚが生成された場合、この補助振動子ｚによって補助されたユーザの歩行リズムが目標運動リズムから乖離してしまうおそれがある。

そこで、新たな固有角速度ω_Mが、ユーザの第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差である第１位相差θ_HMに応じて設定される（図２／ｓ１３０）。これにより、新たな固有角速度ω_Mは、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔにより特定されるユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当するものとなる。また、その後、新たな固有角速度ω_Mが反映された形での新たな第１振動子ｘの生成（図２／ｓ１２０）が繰り返されることにより、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔのリズムと第１振動子ｘのリズムとの調和を図りながら第１位相差θ_HMの目標位相差θ_dからの偏差を徐々に減少させることができる。

続いて、ユーザの脚（他の身体部分）の動きに応じて時間変化するパラメータとしての第２運動振動子（股関節角度）φ_H が第２モデルに入力振動信号として入力されることにより、第２モデルの出力振動信号としての第２振動子ｙが生成される（図２／ｓ１４０）。「第２モデル」は入力振動信号に応じて、固有角速度ω _M ひいては出力振動信号の時定数τ _1i （ω _ML ）に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成するモデルである。このため、第２モデルにしたがって生成された第２振動子ｙは当該新たな固有角速度ω _M に基づいて定まる角速度で振動する。そして、この第２振動子ｙに基づいて補助振動子ｚが生成され、この補助振動子ｚに応じた力Ｆがユーザの身体に作用させられる（図２／ｓ１５０）。

前記のように、異なる身体部分、すなわち、上肢（腕（特に上腕部））および下肢（脚（特に大腿部））のそれぞれの運動リズムが反映された形で補助振動子ｚが生成される。これにより、ユーザの第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔおよび第２運動振動子（股関節角度）φ_Hのそれぞれに応じた上肢および下肢の運動リズムの調和を図りながら、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づけるように、ユーザの運動が補助されうる。ユーザの上肢および下肢のそれぞれの運動リズムと補助振動子のリズムとの総合的な調和により、歩行補助装置２００による補助リズムがユーザの運動リズムに調和し、かつ、ユーザの運動リズムも歩行補助装置２００による補助リズムに調和するといったようにユーザ（人間）と装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）が図られる。

以上のように、本発明の歩行補助装置２００によれば、ユーザの異なる身体部分のそれぞれの運動リズムと、このユーザの運動を補助するリズムとの総合的な調和を図りながら、ユーザの運動リズムをその目的とするリズムに近付ける観点から適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうる。

また、上肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、下肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、下肢の動き（大腿部の前後運動）が、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）によって支配されつつも、上肢の動きが下肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

さらに、下肢がその運動機能が低下していない正常な身体部分に該当する一方、上肢がその運動機能が低下している異常が生じている身体部分に該当する場合、上肢の動き（上腕部の前後への振り運動）が、下肢の動き（大腿部の前後運動）によって支配されつつも、下肢の動きが上肢の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

また、ユーザの実際の運動に関係する複数の第１要素の定性的関係を、第１モデルにしたがって生成される複数の出力振動信号の相関関係を表す第１相関係数ｇに反映させることができる（式（１）参照）。また、複数の第１要素の相関関係（第１相関係数ｇ）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔおよび第２運動振動子φ_Hのそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて調節されうる。以上により、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔや第２運動振動子φ_Hのリズム等に反映されている複数の第１要素の相関関係に鑑みて適当な第１振動子ｘが生成されうる（図２／ｓ１２０）。たとえば、複数の第１要素として左右の上肢が想定された場合、左右の上肢が交互に前後に動く等の定性的関係が反映された形で第１振動子ｘが生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。

さらに、ユーザの実際の運動に関係する複数の第２要素の相関関係を、第２モデルにしたがって生成される複数の（第２要素の）出力振動信号の相関関係を表す第２相関係数ｗ _i/j に反映させることができる（式（３）参照）。また、これら複数の第２要素の相関関係（第２相関係数ｗ_i/j）が、ユーザの上肢および下肢のそれぞれの動きに応じた第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔおよび第２運動振動子φ_Hのそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて調節されうる。以上により、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔおよび第２運動振動子φ_Hのそれぞれのリズム等に反映されている複数の第２要素の相関関係に鑑みて適当な第２振動子ｙが生成されうる（図２／ｓ１４０）。たとえば、複数の第２要素としてユーザの複数の神経（ニューロン）が想定された場合、異なる身体部分の運動を支配する複数のニューロンの定性的関係等が反映された形で第２振動子ｙが生成される。したがって、ユーザの運動を補助する補助振動子ｚのリズムを当該関係に鑑みて適当なものとすることができる。

本発明の歩行補助装置２００の前記作用効果に関する実験結果について、図５および図６を用いて説明する。この実験は、正常な左右の上肢の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔが反映された形で、異常が生じて運動機能が低下している左右の下肢の動きが補助されている状態で行われた。

図５は、第２運動振動子（股関節角度）φ_Hと、補助振動子ｚとの位相差の時間変化の様子を示す。当該位相差が、目標位相差θ₀にほぼ一致している。これは、歩行補助装置２００による歩行運動補助リズムが、ユーザの下肢（大腿部）の運動リズムとの当該目標位相差θ₀に応じた調和という観点から適切なリズムに設定されていることを意味している。

図６は、第２運動振動子φ_Hと、補助振動子ｚとのそれぞれの周期を示している。両振動子の周期が、ともに第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔの周期に応じた目標周期Ｔ₀にほぼ一致している。これは、第１運動振動子ｄφ_S／ｄｔに反映される上肢の運動リズムと、第２運動振動子φ_Hに反映される下肢の運動リズムと、歩行補助装置２００による補助リズムとの総合的な調和という観点から適切なリズムで、ユーザの下肢（特に大腿部）の動きが補助されていることを意味している。

なお、前記実施形態では、第１運動振動子として肩関節角速度ｄφ_S／ｄｔが測定され（図２／ｓ１１１）、かつ、第２運動振動子として股関節角度φ_Hが測定された（図２／ｓ１１２）。これとは別の実施形態として、第１運動振動子として肩関節角度や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節等の角度や角速度、ユーザの着地音、呼吸音、断続的な発声音等、ユーザの身体部分の運動リズムが反映されたリズムで変動する種々の振動子が測定され、第２運動振動子として、第１運動振動子に係る身体部分とは異なる身体部分の関節角度や角速度、着地音が測定されてもよい。

前記実施形態では歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分（下肢）の動きに応じた第２運動振動子（股関節角度）φ_Hのリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分（上肢）の動きに応じた第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφ_S／ｄｔのリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成された。これとは別の実施形態として、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムとの両方が反映された形で補助振動子ｚが生成されてもよい。

当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、歩行補助装置２００による力Ｆが作用する身体部分の運動リズム（第１運動振動子のリズムまたは角速度）と、歩行補助装置２００による力Ｆが作用しない身体部分の運動リズム（第２運動振動子のリズムまたは角速度）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。

これにより、たとえば、異常が生じて運動機能が低下しているため、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、正常な身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該異常が生じた身体部分の動きが補助されうる。この例では、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きによって支配されつつも、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

また、たとえば、正常であるものの歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されている身体部分の動きに応じた第１運動振動子のリズムと、異常が生じて運動機能が低下しているものの、歩行補助装置２００の力Ｆにより補助されていない身体部分の動きに応じた第２運動振動子のリズムと、歩行補助装置２００による運動補助リズムとの総合的な調和の観点から適切なリズムをもって、当該正常な身体部分の動きが補助されうる。この例では、異常が生じている身体部分の動きが、正常な身体部分の動きによって支配されつつも、正常な身体部分の動きが、異常が生じている身体部分の動きに調和するといった相互歩み寄り効果が奏される。

前記実施形態では、ユーザの左右の大腿部に作用する力（股関節回りのトルク）Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの歩行運動を補助したが、他の実施形態として、膝関節、足関節、肩関節、肘関節、手根関節等、種々の関節回りのトルク等、ユーザのさまざまな身体部分に作用する力Ｆが補助振動子ｚに応じた力としてユーザの運動を補助してもよい。トルクＦが作用する関節の組合せは、ユーザに応じてさまざまに変更されてもよい。

測定対象となる第１および第２運動振動子の種類が多くなるほどファン・デル・ポル方程式等の第１振動子ｘの生成に応じた非線形微分方程式（式（１））や、第２振動子ｙ_ｉの生成に応じた非線形微分方程式（式（３））における相関項は多くなるが、当該相関係数の調節によってユーザの身体の様々な部分の動きに鑑みた一層緻密な運動の補助が実現される。

前記実施形態では、ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての右肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ _SR ／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ω _MR に基づき、ユーザの右脚体への作用力Ｆ _R を決定する補助振動子ｚ _R の基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙ _R+ およびｙ _R- のそれぞれの時定数τ _R+ およびτ _R- 、ならびに当該時定数τ _R+ およびτ _R- のそれぞれに基づく角速度が定まり、かつ、ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての左肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ _SL ／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ω _ML に基づき、ユーザの左脚体への作用力Ｆ _L を決定する補助振動子ｚ _L の基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙ _L+ およびｙ _L- のそれぞれの時定数τ _L+ およびτ _L- 、ならびに当該時定数τ _L+ およびτ _L- のそれぞれに基づく角速度が定まる第２モデルにしたがって第２振動子ｙが生成された（式（３）（３．１）（３．２）参照）。これとは別の実施形態として、ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての右肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ _SR ／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ω _MR に基づき、ユーザの左脚体への作用力Ｆ _L を決定する補助振動子ｚ _L の基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙ _L+ およびｙ _L- のそれぞれの時定数τ _L+ およびτ _L- 、ならびに当該時定数τ _L+ およびτ _L- のそれぞれに基づく角速度が定まり、かつ、ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての左肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ _SL ／ｄｔに基づいて固有角速度設定ユニット１３０により設定された固有角速度ω _ML に基づき、ユーザの右脚体への作用力Ｆ _R を決定する補助振動子ｚ _R の基礎となる出力振動信号（第２振動子）ｙ _R+ およびｙ _R- のそれぞれの時定数τ _R+ およびτ _R- 、ならびに当該時定数τ _R+ およびτ _R- のそれぞれに基づく角速度が定まる第２モデルにしたがって第２振動子ｙが生成されてもよい。

歩行運動や走行運動等のユーザの運動に際して、左肩関節回りの腕（上肢）の運動リズムと、右股関節回りの脚（下肢）の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持し、かつ、右肩関節回りの腕の運動リズムと、左股関節回りの脚の運動リズムとがほぼ一定の関係を維持することが自然に身体を動かす観点からユーザにとって好ましい。すなわち、左腕の動きと右脚の動きとが調和し、かつ、右腕の動きと左脚の動きとが調和することが、自然に歩行する観点からユーザにとって好ましい。

当該別の実施形態の歩行補助装置２００によれば、この点に鑑みて、ユーザの腕（特に上腕部）の前後への振り動作に応じた運動リズムと、この腕と左右が反対側の脚（特に大腿部）の前後への動きに応じた運動リズムと、運動補助装置による運動補助リズムとの調和の観点から適切なリズムで、腕の前後への振り動作または脚の前後への動きが補助されうる。

前記実施形態では式（４）にしたがって補助振動子ｚが生成されたが、他の実施形態としてユーザの運動リズムを目標リズムに近付けることに加えて、さらに運動スケールを目標運動スケールに近づけるために次のような手順にしたがって補助振動子ｚが生成されてもよい。

すなわち、まず、次式（５）にしたがって第１補助振動子ｚ₁が生成される。

ｚ_1L＝ｇ₁₊（ω_ML）ｇ₊（φ_HL）ｙ_L+−ｇ_1-（ω_ML）ｇ_-（φ_HL）ｙ_L-，
ｚ_1R＝ｇ₁₊（ω_MR）ｇ₊（φ_HR）ｙ_R+−ｇ_1-（ω_MR）ｇ_-（φ_HR）ｙ_R- ‥（５）

ここで「ｇ₁₊」「ｇ_1-」「ｇ₊」および「ｇ_-」は次式（５．１）〜（５．４）のそれぞれによって定義される関数である。

ｇ₁₊（ω）≡Σ_kａ_k+ω^k （ａ_k+：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．１）
ｇ_1-（ω）≡Σ_kａ_k-ω^k （ａ_k-：係数，ｋ＝０〜３）‥（５．２）
ｇ₊（φ）≡ｃ₁₊（φ−φ₀₊）＋ｃ₂₊（φ−φ₀₊）³
（ｃ₁₊，ｃ₂₊：係数，φ₀₊：屈曲方向の股関節角度φ_Hの目標値）‥（５．３）
ｇ_-（φ）≡ｃ_1-（φ−φ_0-）＋ｃ_2-（φ−φ_0-）³
（ｃ_1-，ｃ_2-：係数，φ_0-：伸展方向の股関節角度φ_Hの目標値）‥（５．４）

第１補助振動子ｚ₁は、第１係数ｇ₁₊およびｇ_1-をそれぞれバネ係数（弾性係数）とする、図６に示されている２つの仮想的なバネＧ₁₊およびＧ_1-による弾性力として把握される。すなわち、第１補助振動子ｚ₁は、第１係数ｇ₁₊，ｇ_1-を弾性係数（バネ係数）とし、かつ、股関節角度φ_Hの値を目標値φ₀₊，φ_0-に復元させる仮想的なバネ等の弾性要素による弾性力として表現される。これにより、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体の弾性要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

一方の仮想的なバネＧ₁₊による弾性力は、そのバネ係数ｇ₁₊に応じて股関節角度φ_Hをこの目標値φ₀₊に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち、股関節角度φ_Hが目標値φ₀₊未満である場合、バネＧ₁₊による弾性力が股関節角度φ_Hを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φ_Hが目標値φ₀₊を超えた場合、バネＧ₁₊による弾性力が股関節角度φ_Hを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。

また、他方の仮想的なバネＧ_1-による弾性力は、そのバネ係数ｇ_1-に応じて股関節角度（ユーザの運動スケールを表すパラメータとしての第２運動振動子）φ_Hをこの目標値φ_0-に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式（５）参照）。すなわち股関節角度φ_Hが目標値φ_0-を超えている場合、バネＧ_1-による弾性力が、股関節角度φ_Hを減少させる方向（後方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。また、股関節角度φ_Hが目標値φ_0-を下回った場合、バネＧ_1-による弾性力が、股関節角度φ_Hを増加させる方向（前方）に大腿部を動かすようにこの大腿部に作用する。

また、次式（６）にしたがって第２補助振動子ｚ₂が生成される。

ｚ_2L＝−ｇ₂₊（ω_ML）（ｄφ_HL／ｄｔ）Ｈ₊（φ_HL）ｙ_L+
＋ｇ_2-（ω_ML）（ｄφ_HL／ｄｔ）Ｈ_-（φ_HL）ｙ_L-，
ｚ_2R＝−ｇ₂₊（ω_MR）（ｄφ_HR／ｄｔ）Ｈ₊（φ_HR）ｙ_R+
＋ｇ_2-（ω_MR）（ｄφ_HR／ｄｔ）Ｈ_-（φ_HR）ｙ_R-‥（６）

ここで「ｇ₂₊」「ｇ_2-」「Ｈ₊」および「Ｈ_-」は次式（６．１）〜（６．４）のそれぞれによって定義される関数である。

ｇ₂₊（ω）≡Σ_kｂ_k+ω^k （ｂ_k+：係数，ｋ＝０〜３）‥（６．１）
ｇ_2-（ω）≡Σ_kｂ_k-ω^k （ｂ_k-：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２補助振動子ｚ₂は、第２係数ｇ₂₊およびｇ_2-をそれぞれダンパ係数（減衰係数）とする、図４に示されている２つの仮想的なダンパＧ₂₊およびＧ_2-によりユーザの左右の大腿部に作用する減衰力として把握される。すなわち、第２補助振動子ｚ₂は、第２ポテンシャルに応じた第２係数ｇ₂₊，ｇ_2-を減数係数（ダンパ係数）とし、かつ、股関節角速度（ユーザの運動スケールに応じた第２運動振動子の時間微分値）ｄφ_H／ｄｔに応じて、股関節角度φ_Ｈの絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパ等の減衰要素による減衰力として表現される。これにより、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体の減衰要素が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

一方の仮想的なダンパＧ₂₊による減衰力は、そのダンパ係数ｇ₂₊と、股関節角速度ｄφ_H／ｄｔとに応じて、前側（屈曲側）への股関節角度φ_Hの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ₂₊による減衰力は大腿部の前方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。

また、他方の仮想的なダンパＧ_2-による弾性力は、そのダンパ係数ｇ_2-と、股関節角速度ｄφ_H／ｄｔとに応じて、後側（伸展側）への股関節角度φ_Hの絶対値の増大を抑制するようにユーザの大腿部に作用する（式（６）参照）。すなわち、仮想的なダンパＧ₂₊による減衰力は大腿部の後方への過剰な動きを抑制するようにこの大腿部に作用する。

また、第２補助振動子ｚ₂には、股関節角度φ_Hの関数としての階段関数Ｈ₊，Ｈ_-が含まれている。したがって、２つの仮想的なダンパＧ₂₊およびＧ_2-のそれぞれの減衰力が相殺される事態が回避される。

そして、補助振動子生成ユニット１５０により生成された第１補助振動子ｚ₁と、第２補助振動子ｚ₂とが合成されることで補助振動子ｚ（＝ｚ₁＋ｚ₂）が生成される。

当該他の実施形態の歩行補助装置２００によれば、次の理由により、ユーザの運動スケールが目標スケールに近づくように、ユーザの歩行運動等の運動が補助（補助）されうる。

第１補助振動子ｚ₁に含まれている第１係数ｇ₁₊，ｇ_1-は、ユーザの股関節角度（第２運動振動子）φ_Hをその目標値φ₀₊，φ_0-に近付けるための仮想的なバネの弾性係数を表す。第１係数ｇ₁₊，ｇ_1-は固有角速度ω_M（＝仮想補助振動子θ_mの角速度ω_m）に応じたものである（式（５．１）（５．２）参照）。固有角速度ω_Mは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。

さらに、第２補助振動子ｚ₂に含まれている第２係数ｇ₂₊，ｇ_2-は、ユーザの股関節角度φ_Hの絶対値の増大を抑制する仮想的なダンパの減衰係数を表す。固有角速度ω_Mは前記のようにユーザの運動リズムとの調和を図りつつ、ユーザの運動リズムを目標リズムに一致させるようにユーザの運動を補助するという観点から適当な振動子の角速度に相当する。

したがって、固有角速度ω_Mに応じた第１係数ｇ₁₊（ω_M），ｇ_1-（ω_M）が反映された形で第１補助振動子ｚ₁が生成され、かつ、固有角速度ω_Mに応じた第２係数ｇ₂₊（ω_M），ｇ_2-（ω_M）が反映された形で第２補助振動子ｚ_２が生成されることで、ユーザの運動リズムと補助振動子ｚのリズムとの調和、およびユーザの運動リズムと目標リズムとの一致を図りながら、ユーザの運動スケールが目標スケールに近付くようにユーザの運動が補助されうる。

股関節角度φ_Hの目標値φ₀₊およびφ_0-は、歩行補助装置２００に設けられている設定ボタン（図示略）の操作を通じて、ユーザによって設定された目標とする「歩幅」に応じて、ユーザの股関節角度φ_Hを含む脚体の姿勢の幾何学的条件にしたがって設定されてもよい。

また、固有角速度ω_Mの関数である第１係数ｇ₁₊（ω_Ｍ）およびｇ_1-（ω_M）のそれぞれに含まれる係数ａ_k+およびａ_k-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態から伸展状態への移行時の弾性力等、ユーザの身体部分の弾性要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

さらに、固有角速度ω_Mの関数である第２係数ｇ₂₊（ω_M）およびｇ_2-（ω_M）のそれぞれに含まれる係数ｂ_k+およびｂ_k-は、第１運動振動子および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に基づいて設定されてもよい。これにより、第１および第２運動振動子のそれぞれのスケールおよびリズムのうち一部または全部に反映される、筋肉の伸展状態から屈曲状態への移行時の粘性力等、ユーザの身体部分の減衰要素の特性が反映されたリズムおよびスケールをもってユーザの運動が補助されうる。

本発明の他の実施形態としての歩行補助装置２００の制御システムが、ユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方を測定する状態測定ユニットと、状態測定ユニットにより判定されたユーザの運動状態および生理状態のうち一方または両方に応じて、目標位相差θ_dを設定する目標位相差設定ユニットとをさらに備えていてもよい。ユーザの「運動状態」には、坂や階段を昇る上昇歩行状態、ほぼ平坦地を歩行する平地歩行状態、坂や階段を下る下降歩行状態、速く歩行するクイック歩行状態、遅く歩行するスロー歩行状態等が含まれうる。また、ユーザの「生理状態」には、疲労度が高い状態、疲労度が低い状態、心拍数や発汗量が多い状態や、心拍数が少ない状態等が含まれうる。

当該構成の運動補助装置によれば、ユーザの肩関節角速度（第１運動振動子）ｄφ_S／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差が、ユーザの「歩行状態」に応じた目標位相差θ_dに近づくように、このユーザの運動が補助されうる。これにより、ユーザの歩行状態の変動に応じて、ユーザの運動リズムを目標リズムに近づける観点から適当なリズムでユーザの運動が補助（補助）される。

ユーザの歩行状態（運動状態）は、たとえば次のような手順で測定される。

すなわち、ユーザの歩行状態と、ｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとの対応関係がメモリから読み取られる。この上で、この対応関係と、運動振動子測定ユニット１１０により測定された股関節角度φ_Hを含むｎ個の運動振動子によってｎ次元空間に描かれる軌道パターンとに基づき、ユーザの「歩行状態」が測定される。歩行状態測定用の運動振動子として、ユーザの股関節角速度ｄφ_H／ｄｔや、膝関節、足関節、肩関節、肘関節の角度や角速度、角加速度、脚体の一部の位置、さらには歩行者の着地音、呼吸音、意図的な発声音等、歩行リズムと連関したリズムで変動する種々のパラメータが測定されてもよい。

本発明の運動補助装置およびその制御システムの構成例示図 本発明の運動補助装置およびその制御システムの機能例示図 第１位相差の設定方法に関する説明図 第１位相差の設定方法に関する説明図 本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図 本発明の運動補助装置の作用効果に関する実験結果の説明図 補助振動子生成に関する仮想的なバネおよびダンパの説明図

符号の説明

１００‥コンピュータ（制御システム）、１１０‥運動振動子測定ユニット、１２０‥第１振動子生成ユニット、１３０‥固有角速度設定ユニット、１４０‥第２振動子生成ユニット、１５０‥補助振動子生成ユニット、２００‥歩行補助装置（運動補助装置）、２１０‥アクチュエータ、２１１‥肩関節角度センサ、２１２‥股関節角度センサ

Claims (12)

1. 補助振動子に応じて時間変化する力をユーザの身体に作用させることによってユーザの運動を補助するための装置であって、
   前記ユーザの２つの異なる身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータとしての運動振動子をそれぞれ第１および第２運動振動子として測定する運動振動子測定手段と、
   入力振動信号と相互に引き込み合うことで固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第１モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第１振動子を生成する第１振動子生成手段と、
   該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子と該第１振動子生成手段により生成された該第１振動子との位相差である第１位相差を目標位相差に近づけるように該固有角速度を新たに設定する固有角速度設定手段と、
   入力振動信号に基づき、該固有角速度設定手段により設定された該固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する出力振動信号を生成する第２モデルに、該運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を該入力振動信号として入力することにより、該出力振動信号として第２振動子を生成する第２振動子生成手段と、
   該第２振動子生成手段により生成された該第２振動子に基づき、前記補助振動子を生成する補助振動子生成手段とを備えていることを特徴とする運動補助装置。
   
2. 前記運動振動子測定手段が、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
3. 前記運動振動子測定手段が、前記力が作用する身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記力が作用しない身体部分の動きに応じて時間変化するパラメータを前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１記載の運動補助装置。
4. 前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定し、または前記ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第１運動振動子として測定し、かつ、前記ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を前記第２運動振動子として測定することを特徴とする請求項１〜３のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
5. 前記第２モデルが、前記ユーザの右腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの左脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まり、かつ、前記ユーザの左腕体の動きに応じて時間変化するパラメータとしての前記第１運動振動子に基づいて前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づき、該ユーザの右脚体への作用力を決定する前記補助振動子の基礎となる前記出力振動信号の角速度が定まるモデルであり、
   前記第２振動子生成手段が該第２モデルにしたがって当該第２振動子を生成することを特徴とする請求項１〜３のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
6. 前記第１モデルが、複数の前記入力振動信号とそれぞれ相互に引き込み合うことにより前記固有角速度に基づいて定まる角速度で時間変化する複数の前記出力振動信号のそれぞれに第１相関係数がかけられた項が含まれる第１連立方程式により表現され、
   前記運動振動子測定手段が複数の前記第１運動振動子を測定し、
   前記第１振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第１相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第１運動振動子を該複数の入力振動信号として該第１モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第１振動子を生成することを特徴とする請求項１〜５のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
7. 前記第２モデルが、複数の前記入力振動信号に基づき、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に基づいて定まる角速度で振動する複数の前記出力振動信号に第２相関係数がかけられている項が含まれる第２連立方程式により表現され、
   前記運動振動子測定手段が複数の前記第２運動振動子を測定し、
   前記第２振動子生成手段が、該運動振動子測定手段により測定された該第１運動振動子および該第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて該第２相関係数を調節しながら、該運動振動子測定手段により測定された該複数の第２運動振動子を該複数の入力振動信号として該第２モデルに入力することによって、該複数の出力振動信号として複数の前記第２振動子を生成することを特徴とする請求項１〜６のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
8. 前記固有角速度設定手段が前記第１位相差に基づき仮想モデルにおける２つの振動信号としての２つの振動子の位相差である第２位相差を前記目標位相差に近付けさせるように当該２つの振動子のうち一方の角速度を新たな前記固有角速度として設定し、
   前記仮想モデルが前記２つの振動子に相関係数がかけられた項が含まれている連立方程式により表現され、
   前記固有角速度設定手段が、前記第１位相差に基づき、該相関係数を設定する相関係数設定手段と、
   該相関係数設定手段により設定された該相関係数に基づき、前記第１位相差と前記第２位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち一方の角速度を設定する第１角速度設定手段と、
   該第１角速度設定手段により設定された角速度に基づき、前記第２位相差と前記目標位相差との差が最小になるように前記２つの振動子のうち他方の角速度を新たな前記固有角速度として設定する第２角速度設定手段とを備えていることを特徴とする請求項１〜７のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
9. 前記運動振動子測定手段が、前記ユーザの運動に応じて時間変化し、かつ、該ユーザの運動スケールを表すパラメータとして前記第２運動振動子を測定し、
   前記補助振動子生成手段が、前記第２振動子生成手段により生成された前記第２振動子と、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度に応じて、前記運動振動子測定手段により測定された該第２運動振動子を、該ユーザの目標運動スケールに応じて定まる目標値に近付けるための仮想的な弾性要素による弾性力を表す第１補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする請求項１〜８のうちいずれか１つに記載の運動補助装置。
10. 前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な弾性要素の弾性係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第１係数を、前記運動振動子測定手段により測定された第１および第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づき設定しながら、該第１係数と、前記第２運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子が含まれている前記第１補助振動子を生成することを特徴とする請求項９記載の運動補助装置。
11. 前記補助振動子生成手段が、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度と、前記運動振動子測定手段により測定された前記第２運動振動子の時間微分値とに応じて、該第２運動振動子の絶対値の増大を抑制するための仮想的な減衰要素による減衰力を表す第２補助振動子を含む補助振動子を生成することを特徴とする請求項９または１０記載の運動補助装置。
12. 前記補助振動子生成手段が、前記仮想的な減衰要素の減衰係数としての、前記固有角速度設定手段により設定された前記固有角速度の関数である第２係数を、前記運動振動子測定手段により測定された前記第１運動振動子および前記第２運動振動子のそれぞれの振幅および角速度のうち一部または全部に基づいて設定しながら、該第２係数と、前記第２運動振動子の時間微分値の関数と、前記第２振動子との積として算出される振動子を含む前記第２補助振動子を生成することを特徴とする請求項１１記載の運動補助装置。

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