JP5758028B1 - 歩数計測器、歩行補助装置および歩数計測プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】 加速度センサを用いた歩数計測器、あるいは足裏の接地を検出する歩数計測器は、使用者が健常者であれば比較的良好に歩数を計測できても、使用者の足取りに不規則性があるような場合には、その歩数を正確に計測することができなかった。【解決手段】使用者の右股関節角度を示す右股関節角度信号を出力する右用角度センサと、使用者の左股関節角度を示す左股関節角度信号を出力する左用角度センサと、右股関節角度信号と左股関節角度信号とから、右股関節角度と左股関節角度の角度差の時系列的な変化を示す角度差信号を生成する生成部と、角度差信号に少なくとも２つの互いに異なるフィルタを適用して得られるそれぞれの濾波信号の差から生成される差分信号に基づいて使用者の歩数を演算する演算部とを備える歩数計測器を提供する。【選択図】図５

Description

本発明は、歩数計測器、歩行補助装置および歩数計測プログラムに関する。

加速度センサを搭載した歩数計測器が知られている（例えば、特許文献１）。また、歩数を計測できる歩行補助装置が知られている（例えば、特許文献２）。
［先行技術文献］
［特許文献］
［特許文献１］特開２０１０−７１７７９号公報
［特許文献２］特開２０１２−２０５８２６号公報

加速度センサを用いた歩数計測器、あるいは足裏の接地を検出する歩数計測器は、使用者が健常者であれば比較的良好に歩数を計測できても、使用者の足取りに不規則性があるような場合には、その歩数を正確に計測することができなかった。例えば、歩行補助装置により歩行補助を受けるリハビリ患者の歩行について、正確に歩数を計測することが困難であった。

本発明の第１の態様における歩数計測器は、使用者の右股関節角度を示す右股関節角度信号を出力する右用角度センサと、使用者の左股関節角度を示す左股関節角度信号を出力する左用角度センサと、右股関節角度信号と左股関節角度信号とから、右股関節角度と左股関節角度の角度差の時系列的な変化を示す角度差信号を生成する生成部と、角度差信号に少なくとも２つの互いに異なるフィルタを適用して得られるそれぞれの濾波信号の差から生成される差分信号に基づいて使用者の歩数を演算する演算部とを備える。

本発明の第２の態様における歩行補助装置は、使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、上記の歩数計測器とを備える。

本発明の第３の態様における歩数計測プログラムは、右用角度センサが出力する、使用者の右股関節角度を示す右股関節角度信号と、左用角度センサが出力する、使用者の左股関節角度を示す左股関節角度信号とから、右股関節角度と左股関節角度の角度差の時系列的な変化を示す角度差信号を生成する生成ステップと、角度差信号に少なくとも２つの互いに異なるフィルタを適用して得られるそれぞれの濾波信号の差から生成される差分信号に基づいて使用者の歩数を演算する演算ステッとをコンピュータに実行させる。

なお、上記の発明の概要は、本発明の必要な特徴の全てを列挙したものではない。また、これらの特徴群のサブコンビネーションもまた、発明となりうる。

歩行補助装置の使用状況を説明する説明図である。 歩行補助装置の外観斜視図である。 使用者の動作と回転角の定義を説明する説明図である。 歩行補助装置を構成する各制御要素を説明する要素ブロック図である。 歩数計測に係る各処理を説明する機能ブロック図である。 信号波形の変化を説明する説明図である。 典型的な歩行の種類と、それぞれの検出信号を説明する説明図である。 歩数計測処理の全体の流れを示すフロー図である。 極値判定処理の流れを示すサブフロー図である。 歩行モード判定処理の流れを示すサブフロー図である。

以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は特許請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。

図１は、本実施形態に係る歩行補助装置１００の使用状況を説明する説明図である。使用者９００は、歩行補助装置１００を腰部と脚部に装着して固定する。人間の歩行動作は、一般的に、軸足の蹴り出し動作と、反対の足の振り出し動作を交互に繰り返す。例えば図示するように、右足を軸足として左足を振り出す場合は、歩行補助装置１００は、右大腿９０２に後方への補助力を作用させて蹴り出し補助を行い、左大腿９０１に前方への補助力を作用させて振り出し補助を行う。逆に、左足を軸足として右足を振り出す場合は、歩行補助装置１００は、左大腿９０１に後方への補助力を作用させて蹴り出し補助を行い、右大腿９０２に前方への補助力を作用させて振り出し補助を行う。歩行補助装置１００がこのような補助動作を繰り返すことにより進行方向への推進力を補助し、使用者９００は、軽快に歩行することができる。

歩行補助装置１００は、健常者に使用される場合に限らない。正常な歩容を取り戻す訓練を行うリハビリ患者にも使用される。例えば、脳卒中後の片麻痺を呈するリハビリ患者の歩行においては、足を振り出す時期である遊脚期の膝屈曲角度が低下してつまずきやすくなるために、骨盤の引き上げなどの歩容異常が発生することが知られている。歩行補助装置１００は、振り出し補助によって膝屈曲角度を増加させることができるので、脳卒中後のリハビリにも適する。したがって、歩行補助装置１００は、リハビリ患者の状態に合わせて適切かつ早期に歩容を矯正することができる。また、一側面としては、歩行補助装置１００は、これまで理学療法士がリハビリ患者の足を支えて行ってきたリハビリ処置において、理学療法士の肉体的作業を軽減することができる。

さらには、歩行補助装置１００は、人間への適用に限らず、動物、機械へ適用することもできる。また、補助力をアシストとして作用させるに限らず、レジストとして作用させることもできる。すなわち、歩行補助装置１００は、使用者９００の振り出し動作に対して後方へ補助力を作用させ、蹴り出し動作に対して前方へ補助力を作用させる抵抗力を発生させる。このように歩行補助装置１００を動作させれば、例えばアスリートが筋力増強のトレーニング器具として利用できる。

本実施形態においては、補助力をアシストとして作用させる場合について説明する。以下に歩行補助装置１００を具体的に説明する。

図２は、歩行補助装置１００の外観斜視図である。歩行補助装置１００は、使用者９００の腰部背面から腰部側面にかけて押し当てられる腰フレーム１０３を備える。腰フレーム１０３は、アルミニウム等の軽量合金、ポリカーボネート等の樹脂、カーボンファイバといった剛性の高い素材によって形成されている。腰フレーム１０３の背面中央付近には起動スイッチ１０１が設けられており、使用者９００は、このスイッチを押圧操作すると、歩行補助装置１００を起動させることができる。また、再度このスイッチを押圧操作すると、歩行補助装置１００を停止させることができる。

また、腰フレーム１０３の背面部には、歩行補助装置１００に電力を供給するバッテリ１０２が、着脱可能に配置されている。バッテリ１０２は、例えば２０Ｖ程度の出力電圧を有するリチウムイオン電池が適用される。

腰フレーム１０３の両端部には腰ベルト１０４が接続されている。腰ベルト１０４は、腰フレーム１０３と共に使用者９００の腰部を取り巻いて、腹面側で繋止される。腰ベルト１０４のベルト部は、繊維素材等の柔軟素材によって形成されている。このように、腰フレーム１０３と腰ベルト１０４により、歩行補助装置１００は、使用者９００に対して安定的に装着される。

腰フレーム１０３の腰部両側面側には、それぞれ左用モータ１２１と右用モータ１２２が配置されている。左用モータ１２１および右用モータ１２２は、同一仕様のモータであり、例えば最大トルク４Ｎ・ｍ程度の出力能力を有するＤＣモータである。左用モータ１２１は、腰フレーム１０３に対して左用大腿フレーム１４１を回転動作させる。左用大腿フレーム１４１には、左用モータ１２１の出力回転軸の回転角を検出する左用角度センサ１３１が設けられている。同様に、右用モータ１２２は、腰フレーム１０３に対して右用大腿フレーム１４２を回転動作させる。右用大腿フレーム１４２には、右用モータ１２２の出力回転軸の回転角を検出する右用角度センサ１３２が設けられている。左用角度センサ１３１および右用角度センサ１３２は、例えば、ロータリエンコーダである。

左用大腿フレーム１４１および右用大腿フレーム１４２は、腰フレーム１０３と同様に、アルミニウム等の軽量合金、ポリカーボネート等の樹脂、カーボンファイバといった剛性の高い素材によって形成されている。左用大腿フレーム１４１は、左用モータ１２１と連結される一端側とは反対の他端側に左用大腿ベルト１５１が取り付けられている。使用者９００は、左用大腿ベルト１５１を左足の大腿部のうち膝の近傍に巻き付けて固定する。同様に、右用大腿フレーム１４２は、右用モータ１２２と連結される一端側とは反対の他端側に右用大腿ベルト１５２が取り付けられている。使用者９００は、右用大腿ベルト１５２を右足の大腿部のうち膝の近傍に巻き付けて固定する。左用大腿ベルト１５１および右用大腿ベルト１５２は、繊維素材等の柔軟素材によって形成されている。

このように構成された歩行補助装置１００によれば、左用モータ１２１が通電されていない場合には、左用角度センサ１３１は、使用者９００による自力の歩行動作における左大腿９０１の回転角を検出することができる。左用モータ１２１が通電されて順回転した場合には、左用モータ１２１は、左用大腿フレーム１４１を振り出し方向に回転させ、その結果、左足の大腿部を前側へ持ち上げる補助力を発生させる。左用モータ１２１が通電されて逆回転した場合には、左用モータ１２１は、左用大腿フレーム１４１を蹴り出し方向に回転させ、その結果、左足の大腿部を後側へ押し下げる補助力を発生させる。左用角度センサ１３１は、左用モータ１２１が通電されている場合にも左大腿９０１の回転角を検出する。

同様に、右用モータ１２２が通電されていない場合には、右用角度センサ１３２は、使用者９００による自力の歩行動作における右大腿９０２の回転角を検出することができる。右用モータ１２２が通電されて逆回転した場合には、右用モータ１２２は、右用大腿フレーム１４２を振り出し方向に回転させ、その結果、右足の大腿部を前側へ持ち上げる補助力を発生させる。右用モータ１２２が通電されて順回転した場合には、右用モータ１２２は、右用大腿フレーム１４２を蹴り出し方向に回転させ、その結果、右足の大腿部を後側へ押し下げる補助力を発生させる。右用角度センサ１３２は、右用モータ１２２が通電されている場合にも右大腿９０２の回転角を検出する。

図３は、使用者９００の動作と、回転角の定義を説明する説明図である。図示するように、使用者９００が前進する場合の変位方向を正とする。振り出し動作の場合、大腿部が相対的に上体９１０に接近する関係となり、これを屈曲運動と言う。屈曲運動の場合、変位方向としては正方向である。また、上体９１０の重力方向に沿う中心線を基本線とすると、股関節を一端として大腿部に沿う線分は基本線に対して正の回転角を成す。図においては左足が振り出し動作中であり、基本線に対して左大腿９０１に沿う線分が成す角である左股関節角θ_Ｌは正値である。

蹴り出し動作の場合、大腿部が相対的に上体９１０から離れる関係となり、これを伸展運動と言う。伸展運動の場合、変位方向としては負方向である。また、股関節を一端として大腿部に沿う線分は基本線に対して負の回転角を成す。図においては右足が蹴り出し動作中であり、基本線に対して右大腿９０２に沿う線分が成す角である右股関節角θ_Ｒは負値である。

次に、歩行補助装置１００を構成する各制御要素を説明する。図４は、歩行補助装置１００を構成する各制御要素を説明する要素ブロック図である。図示するように、歩行補助装置１００を構成する各制御要素は、システム制御部２０１に対して直接的あるいは間接的に入出力の少なくともいずれかを行う。すなわち、予め設定されたプログラムを実行するＣＰＵとしてのシステム制御部２０１は、これらの制御要素を統括的に制御する。

システム制御部２０１は、左用制御回路２２１を介して左用モータ１２１を制御する。同様に、右用制御回路２２２を介して右用モータ１２２を制御する。具体的には、システム制御部２０１は、左足を補助する補助力を算出したら、当該補助力を発生させるタイミングで算出結果を左用制御回路２２１に引き渡し、右足を補助する補助力を算出したら、当該補助力を発生させるタイミングで算出結果を右用制御回路２２２に引き渡す。左用制御回路２２１および右用制御回路２２２は、引き渡された算出結果に従ってアナログの駆動電圧を生成し、それぞれ左用モータ１２１および右用モータ１２２に印加する。すなわち、左用制御回路２２１および右用制御回路２２２は、ＤＡ変換器を含む増幅回路を有する。

システム制御部２０１は、左用検出回路２３１を介して左用角度センサ１３１の検出結果を受け取る。同様に、右用検出回路２３２を介して右用角度センサ１３２の検出結果を受け取る。具体的には、左用角度センサ１３１は、左大腿９０１の回転角度に応じて電圧パルスを連続的に発生させる。左用検出回路２３１は、当該電圧パルスをカウントして単位時間当たりの回転角度に変換し、当該回転角度をデジタル値として単位時間ごとにシステム制御部２０１へ引き渡す。システム制御部２０１は、引き渡された単位時間ごとの回転角度を起動時およびリセット時から継続的に積算することにより、図３で示した左股関節角θ_Ｌを継続的に把握することができる。同様に、右用角度センサ１３２は、右大腿９０２の回転角度に応じて電圧パルスを連続的に発生させる。右用検出回路２３２は、当該電圧パルスをカウントして単位時間当たりの回転角度に変換し、当該回転角度をデジタル値として単位時間ごとにシステム制御部２０１へ引き渡す。システム制御部２０１は、引き渡された単位時間ごとの回転角度を起動時およびリセット時から継続的に積算することにより、図３で示した右股関節角θ_Ｒを継続的に把握することができる。本実施形態においては、ここで得られる左股関節角θ_Ｌおよび右股関節角θ_Ｒを加工することにより、使用者９００の歩行動作における左足の歩数および右足の歩数を算出する。

操作部２１１は、起動スイッチ１０１を含む、使用者９００から指示を受けるための操作部材である。図２においては起動スイッチ１０１を表すに留めたが、補助力の調整を受け付ける調整つまみ等の操作部材を備えても良い。システム制御部２０１は、操作部２１１が検出する操作部材の変化に従って制御を実行する。

メモリ２１２は、例えばＳＳＤなどのフラッシュメモリを用いた記憶装置であり、システム制御部２０１が実行するプログラム、各種パラメータ値等を、電源オフ時にも消失しないように記憶している。また、システム制御部２０１が行う演算で生成される諸値を一時的に記憶させるワークメモリとしての機能も担う。本実施形態においては、システム制御部２０１が算出した、使用者９００の歩行動作における左足の歩数および右足の歩数を記憶する。メモリ２１２は、それぞれの用途に合わせて、物理的に分離された複数種類のメモリから構成されても良い。

入出力インタフェース２１３は、外部機器との入出力を実現する通信部を含む。例えば、歩行補助装置１００が外部機器としてのスマートフォンと連携する場合、入出力インタフェース２１３は、スマートフォンで設定された設定内容を受信し、システム制御部２０１で算出した歩数データをスマートフォンへ送信する。

次に本実施形態に係る歩数計測について説明する。図５は、歩数計測に係る各処理を模式的に説明する機能ブロック図である。

上述のように、右用角度センサ１３２から出力された出力信号は、右用検出回路２３２で単位時間当たりの右大腿９０２の回転角度に変換されてシステム制御部２０１に送られる。同様に、左用角度センサ１３１から出力された出力信号は、左用検出回路２３１で単位時間当たりの左大腿９０１の回転角度に変換されてシステム制御部２０１に送られる。両信号に対するこれ以降の各処理はシステム制御部２０１が実行するが、システム制御部２０１が実行する各処理を機能ブロックとして順次説明する。

右用積分器３３２は、右用検出回路２３２から受けた回転信号を起動時およびリセット時から継続的に積分して、右股関節角θ_Ｒを出力する。同様に、左用積分器３３１は、左用検出回路２３１から受けた回転信号を起動時およびリセット時から継続的に積分して、左股関節角θ_Ｌを出力する。

第１差分回路３０１は、右用積分器３３２および左用積分器３３１から互いに同一時刻に出力された右股関節角θ_Ｒと左股関節角θ_Ｌを入力して、θ_Ｒ−θ_Ｌである差分角θ_Ｓを出力する。つまり、第１差分回路３０１は、右股関節角度と左股関節角度の角度差を刻々と出力する。この意味において、左用角度センサ１３１、左用検出回路２３１、左用積分器３３１、右用角度センサ１３２、右用検出回路２３２、右用積分器３３２および第１差分回路３０１は、使用者９００の右股関節角度と左股関節角度の角度差を検出する検出部２３０として機能している。

第１差分回路３０１から出力された差分角θ_Ｓは、２つに分岐してそれぞれ第１ローパスフィルタ３１１と第２ローパスフィルタ３１２へ入力される。第１ローパスフィルタ３１１と第２ローパスフィルタ３１２は、互いにカットオフ周波数の異なるデジタルローパスフィルタであり、共にフィルタ部３１０を構成する。第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数をω_Ｈ、第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数をω_Ｌとすると、ω_Ｈ＞ω_Ｌの関係を有する。後述する通常歩行時におけるカットオフ周波数は、例えばω_Ｈは０．１Ｈｚから１０Ｈｚの間で設定される値であり、ω_Ｌは０．０１Ｈｚから１Ｈｚの間で設定される値である。第１ローパスフィルタ３１１および第２ローパスフィルタ３１２のそれぞれに適用されるローパスフィルタの種類は任意であるが、後述するようにこれらの出力に対して互いに差分が演算されるので、適用されるローパスフィルタの種類は同一であることが好ましい。

例えば、第１ローパスフィルタ３１１に適用するデジタルローパスフィルタを一次ローパスフィルタとすると、その伝達関数Ｈ_１（ｓ）は、
Ｈ_１（ｓ）＝Ｖ_ＯＵＴ／Ｖ_ＩＮ＝ｋ_１／（１＋（ｓ／ω_Ｈ）） （１）
と表される。同様に、第２ローパスフィルタ３１２に適用するデジタルローパスフィルタを一次ローパスフィルタとすると、その伝達関数Ｈ_２（ｓ）は、
Ｈ_２（ｓ）＝Ｖ_ＯＵＴ／Ｖ_ＩＮ＝ｋ_２／（１＋（ｓ／ω_Ｌ）） （２）
と表される。ここで、通過域での利得であるｋ_１およびｋ_２は、それぞれの出力に対して差分が演算される後処理の都合により、同一値であることが好ましい。ｋ_１＝ｋ_２＝１であっても良い。

第１ローパスフィルタ３１１は、濾波信号として第１濾波角θ_Ｓ１を出力する。第２ローパスフィルタ３１２は、濾波信号として第２濾波角θ_Ｓ２を出力する。

第２差分回路３１３は、第１ローパスフィルタ３１１および第２ローパスフィルタ３１２から互いに同一時刻に出力された第１濾波角θ_Ｓ１と第２濾波角θ_Ｓ２を入力して、θ_Ｓ１−θ_Ｓ２である修正差分角θ_Ｍを出力する。つまり、第２差分回路３１３は、両股関節の整形された角度差を刻々と出力する。このような一連の信号処理により、具体的にどのように波形が整形されるかについては後述する。

極値判定部３１４は、修正差分角θ_Ｍを入力して、対象とする入力値が極値であるかを判定する。詳しくは後述するが、簡単には、正の極値（θ_Ｍの波形としては上に凸を示す）であれば右足の一歩と認識し、負の極値（θ_Ｍの波形としては下に凸を示す）であれば左足の一歩と認識する。極値判定部３１４は、判定結果を歩行モード判定部３１５と歩数カウント部３１６に引き渡す。極値判定部３１４は、さらに、極値間の時間間隔として得られる周期を歩行モード判定部３１５に引き渡す。

歩行モード判定部３１５は、極値判定部３１４から受け取った判定結果と周期、および第２ローパスフィルタ３１２から受け取った第２濾波角θ_Ｓ２を利用して、歩行モードを判定する。本実施形態においては、歩行モードとして通常歩行、引き摺り歩行、低速歩行のいずれであるかを判定する。この判定結果をフィルタ部３１０と極値判定部３１４へ引き渡す。フィルタ部３１０は、歩行モード判定部３１５の判定結果に応じて第１ローパスフィルタ３１１および第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数を変更する。極値判定部３１４は、歩行モード判定部３１５の判定結果に応じて極値を判定するパラメータである閾値を変更する。具体的な処理については後述する。

歩数カウント部３１６は、極値判定部３１４からの判定結果を起動時およびリセット時から継続的に受け付けて累積カウントすることにより、一連の歩行動作における右足の歩数および左足の歩数を識別する。差分角θ_Ｓを受けて右足の歩数および左足の歩数を識別するまでの処理に関わる、第１ローパスフィルタ３１１、第２ローパスフィルタ３１２、第２差分回路３１３、極値判定部３１４、歩行モード判定部３１５および歩数カウント部３１６は、使用者９００の歩数を演算する演算部３５０として機能している。

そして、歩数カウント部３１６は、右足の歩数を右足歩数データとして右歩数メモリ３２２に格納し、左足の歩数を左足歩数データとして左歩数メモリ３２１に格納する。右歩数メモリ３２２および左歩数メモリ３２１は、メモリ２１２の一部領域を占める。歩数カウント部３１６は、識別した歩数が更新されるたびに、右歩数メモリ３２２または左歩数メモリ３２１に格納された右足歩数データまたは左足歩数データを更新しても良いし、起動スイッチ１０１が再度押圧操作されて終了指示を受けたタイミングで更新しても良い。

次に、以上で説明した各処理によって信号波形がどのように変化するかについてと、その技術的な意義についてを説明する。図６は、信号波形の変化を説明する説明図である。いずれの図も、横軸は時間経過を表し、縦軸は角度を表す。

図６（ａ）は、右股関節角θ_Ｒの一例であり、図６（ｂ）は、左股関節角θ_Ｌの一例である。本実施形態においては、歩数計測を行うための観察対象を両股関節の角度差である差分角としている。差分角は物理的な変位量として大きく、特にセンサとして高度に発達したロータリエンコーダを用いれば、加速度センサの出力信号よりもはるかに安定した出力信号を取得することができる。また、例えばスマートフォンに内蔵されている加速度センサを用いた歩数計測アプリによれば、使用者がスマートフォンを保持する位置での３軸方向における振動を観察しているに過ぎず、歩行動作ではない振動までも取得してしまい、カウントされた歩数に大きな誤差が含まれる場合があった。また、そもそも右足の歩数と左足の歩数を識別することができなかった。本実施形態においては、観察対象を差分角とすることで安定した出力信号を得つつ、さらにフィルタ処理を施すことにより、右足の歩数と左足の歩数を別々にかつ正確に認識する。

右股関節角θ_Ｒおよび左股関節角θ_Ｌは、加速度センサの出力信号に比較すれば非常に安定した信号であるが、それでも若干のノイズ成分およびオフセット成分を含んでいる。図６（ｃ）に示す差分角θ_Ｓは、右股関節角θ_Ｒから左股関節角θ_Ｌを引いた波形であるので、やはりノイズ成分およびオフセット成分を含んだままである。

そこで、差分角θ_Ｓからまず高周波のノイズ成分を除去すべくカットオフ周波数ω_Ｈの第１ローパスフィルタをかけた第１濾波角θ_Ｓ１の波形が、図６（ｄ）に示す波形である。図からもわかるように、細かい高周波ノイズが除去され、かつある程度の振幅が保存されている。ただし、低周波成分は通過するので、オフセット成分は維持されている。

そして、差分角θ_Ｓからオフセット成分以外の信号をできる限り除去すべく、ω_Ｈよりも低いカットオフ周波数ω_Ｌの第２ローパスフィルタをかけた第２濾波角θ_Ｓ２の波形が、図６（ｅ）に示す波形である。さらに高周波成分が除去され、振幅も圧縮されてほぼオフセット成分が残った波形となっている。

第１濾波角θ_Ｓ１から第２濾波角θ_Ｓ２を引いた修正差分角θ_Ｍの波形が図６（ｆ）に示す波形である。第１濾波角θ_Ｓ１および第２濾波角θ_Ｓ２は、それぞれ同等のオフセット成分を包含していたので、第１濾波角θ_Ｓ１から第２濾波角θ_Ｓ２を引けばオフセット成分が相殺される。また、それぞれがローパスフィルタを通過した信号であるので、ノイズ成分も除去されている。すなわち、修正差分角θ_Ｍの波形は、差分角θ_Ｓの波形に対して非常に整った波形であると言える。このように整えられた波形によれば、後の極値判定処理、歩行モード判定処理等を非常に正確に行うことができる。

なお、上記のそれぞれの処理を経ても出力される信号の次元は「角度」であるので、本実施形態の説明においては、得られる波形を、例えば「修正差分角」のように角度として扱っている。しかし、ローパスフィルタを通過した後の第１濾波角θ_Ｓ１、第２濾波角θ_Ｓ２および修正差分角θ_Ｍについては、その振幅が示す絶対値としての角度は、適用するローパスフィルタの特性によっていかようにも変化する。したがって、整形された修正差分角θ_Ｍを使って判定処理を行う場合は、これを信号波形として利用するものであり、絶対値としての角度情報として利用するものではない。

次に、いくつかの典型的な歩行の種類について説明する。図７は、典型的な歩行の種類と、それぞれの検出信号を説明する説明図である。歩行モード判定部３１５は、これらの種別を判定する。具体的には、図７（ａ）は、通常歩行における修正差分角θ_Ｍの波形を表し、図７（ｂ）は、引き摺り歩行における修正差分角θ_Ｍの波形を表し、図７（ｂ'）は、引き摺り歩行における第２濾波角θ_Ｓの波形を表し、図７（ｃ）は、低速歩行における修正差分角θ_Ｍの波形を表す。図６の各図と同様に、横軸は時間経過を表し、縦軸は角度を表す。いずれの波形においても、正の値である場合には左股関節角θ_Ｌよりも右股関節角θ_Ｒが大きいことを表し、左足よりも右足が前へ出ている状態を示している。特に、増加傾向にある場合には右足を振り出している状態であり、およそ右足の着床と共にピーク値（正の極値）を迎え、その後左足が右足に追従する減少傾向を示す。この一連の歩容を右足の一歩とする。逆に、負の値である場合には右股関節角θ_Ｒよりも左股関節角θ_Ｌが大きいことを表し、右足よりも左足が前へ出ている状態を示している。特に、減少傾向にある場合には左足を振り出している状態であり、およそ左足の着床と共にピーク値（負の極値）を迎え、その後右足が左足に追従する増加傾向を示す。この一連の歩容を左足の一歩とする。

図７（ａ）で示す通常歩行の波形は、健常者が時速３．６ｋｍの速度で歩行したときに得られる波形（修正差分角θ_Ｍ）の例である。システム制御部２０１は、通常歩行の修正差分角θ_Ｍに対して、プラス側に閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}、マイナス側に閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}を設定する。極値判定部３１４は、θ_ＭがＴｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}を超えて（Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}を上回って）上に凸のピークを示したときに右足の一歩と判定する。同様に、θ_ＭがＴｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}を超えて（Ｔｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}を下回って）下に凸のピークを示したときに左足の一歩と判定する。つまり、Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}とＴｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}に挟まれた範囲でピークを示しても一歩と判定しない。このような不感帯を設けることにより、例えば歩行以外の突発的な足運びがあったとしても、誤判定を避けることができる。

図７（ｂ）で示す引き摺り歩行の波形は、リハビリ患者が右足を引き摺って歩行したときに得られる波形（修正差分角θ_Ｍ）の例である。引き摺り歩行の場合は、引き摺る足の股関節角が小さくなる分、通常歩行に対して相対的に差分角θ_Ｓが小さくなる。また、引き摺り歩行と判定された場合に適用されるカットオフ周波数も変更されることにも影響されて、修正差分角θ_Ｍの振幅は、通常歩行の場合に比べて小さくなる。そこで、システム制御部２０１は、このような引き摺り歩行の修正差分角θ_Ｍに対して、プラス側に閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}、マイナス側に閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}を、Ｔｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}＜Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}＞Ｔｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}の関係を満たすように設定する。もちろん、システム制御部２０１は、右足を引き摺っていると判定した場合のＴｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}の値と、左足を引き摺っていると判定した場合のＴｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}の値とを異ならせても良い。

また、閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}および閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}は、引き摺り歩行に対して予め設定された固定値であっても良いし、得られた修正差分角θ_Ｍの波形に応じて動的に変更しても良い。動的に変更する場合は、例えば、正負のピーク値の差に応じて変更することができる。具体的には、連続する３つの正の極値の平均値と、３つの負の極値の平均値とから算出される中央値に対して予め定められた固定値を足した値を閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}とし、引いた値を閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}とすることができる。

歩数の判定は、通常歩行における判定方法と同様である。すなわち、極値判定部３１４は、θ_ＭがＴｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}を超えて上に凸のピークを示したときに右足の一歩と判定する。同様に、θ_ＭがＴｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}を超えて下に凸のピークを示したときに左足の一歩と判定する。

このように、股関節角度の角度差から演算すれば、引き摺り側の足であっても正確に歩数を識別することができる。一方、足裏の接地を検出する歩数計測器によれば、引き摺り側の足の歩数を識別することは不可能である。

図７（ｂ）で示すように、オフセット成分が相殺された修正差分角θ_Ｍは、右足を引き摺っている場合でも、振幅０に対して対照的な波形を示す。しがって、通常歩行であるか引き摺り歩行であるかは、振幅の違いからだけでは判定が難しい。一方、ローパスフィルタを通過させた直後の波形には、引き摺り歩行の特徴が比較的顕著に顕れる。図７（ｂ'）で示す引き摺り歩行の波形は、リハビリ患者が右足を引き摺って歩行したときに得られる、第２ローパスフィルタ３１２通過後の波形（第２濾波角θ_Ｓ２）の例である。図から観察されるように、θ_Ｓ２は、歩行の初期段階において負方向へなだらかな傾斜を示し、その後、振幅０の横軸から負側に一定のオフセットをもって推移する波形を示す。図には示していないが、左足を引き摺った場合には、θ_Ｓ２は、歩行の初期段階において正方向へなだらかな傾斜を示し、その後、振幅０の横軸から正側に一定のオフセットをもって推移する波形を示す。

したがって、システム制御部２０１は、歩行初期段階の数歩の波形に対して直線を当てはめ、その成す角度αが、実験結果等から予め設定されている閾値α_０よりも大きければ引き摺り歩行と判定することができる。システム制御部２０１は、特に、当てはめ直線が負方向へ傾斜していれば右足を引き摺っていると判定でき、正方向へ傾斜していれば左足を引き摺っていると判定できる。あるいは、システム制御部２０１は、歩行初期段階が過ぎた後であれば、数歩の波形に対して直線を当てはめ、そのオフセット量ｄ_ＯＳが、実験結果等から予め設定されている閾値ｄ_０よりも大きければ引き摺り歩行と判定することができる。システム制御部２０１は、特に、当てはめ直線が負側へオフセットしていれば右足を引き摺っていると判定でき、正側へオフセットしていれば左足を引き摺っていると判定できる。

なお、本実施形態においては、第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数ω_Ｈと第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数ω_Ｌは、ω_Ｈ＞ω_Ｌの関係を有するので、引き摺り歩行判定には、低周波成分がよりフラットに表われる第２ローパスフィルタ３１２通過後の波形（第２濾波角θ_Ｓ２）を利用することが好ましい。しかし、上述の閾値α_０およびオフセット量ｄ_ＯＳの少なくともいずれかがある程度正確に算出できれば、第１ローパスフィルタ３１１通過後の波形（第２濾波角θ_Ｓ１）を利用しても良い。あるいは、第１ローパスフィルタ３１１および第２ローパスフィルタ３１２とは別に、引き摺り歩行判定のためにカットオフ周波数を異ならせた別のローパスフィルタを適用しても良い。

図７（ｃ）で示す低速歩行の波形は、時速０．６ｋｍの速度で歩行したときに得られる波形（修正差分角θ_Ｍ）の例である。右足の歩容を表す正方向の振幅も、左足の歩容を表す負方向の振幅も、図７（ａ）の例に比較して小さくなっている。また、一歩の周期を表すＤ_Ｓも、通常歩行における周期であるＤ_ｎに比較して相当長くなっている。これは、一歩一歩の動作に時間がかかっていること、両足共に振り出し角度が小さい（したがって一歩の歩幅が小さい）ことを示している。システム制御部２０１は、このような低速歩行の修正差分角θ_Ｍに対して、プラス側に閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｓｌｏｗ}、マイナス側に閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｓｌｏｗ}を設定する。具体的には、Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}＞Ｔｈ_{Ｒ＿ｓｌｏｗ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}＜Ｔｈ_{Ｌ＿ｓｌｏｗ}となる値を設定する。

閾値Ｔｈ_{Ｒ＿ｓｌｏｗ}および閾値Ｔｈ_{Ｌ＿ｓｌｏｗ}は、低速歩行に対して予め設定された固定値であっても良いし、得られた修正差分角θ_Ｍの波形に応じて動的に変更しても良い。特に、低速歩行時には、左右の歩容の対称性が失われがちであるので、波形に応じて閾値を設定することが好ましい。低速歩行の場合も、引き摺り歩行の場合に説明した方法により正負のピーク値の差に応じて変更することができる。

次に、システム制御部２０１が行う制御を、一連の処理手順の観点で説明する。図８は、歩数計測処理の全体の流れを示すフロー図である。フローは、起動スイッチ１０１が使用者９００に押圧操作されて、システム制御部２０１が、制御プログラムをメモリ２１２から読み出して初期化作業を完了した時点から開始する。

システム制御部２０１は、ステップＳ１００で、検出部２３０を機能させて、右股関節角θ_Ｒと左股関節角θ_Ｌを取得し、第１差分回路３０１により、両股関節の角度差信号である差分角θ_Ｓを生成する。そして、ステップＳ２００へ進み、生成した差分角θ_Ｓをフィルタ部３１０へ入力して第１濾波角θ_Ｓ１と第２濾波角θ_Ｓ２を生成する。さらに、第２差分回路３１３により、これらの差分を取って濾波信号としての修正差分角θ_Ｍを生成する。

システム制御部２０１は、ステップＳ３００へ進み、極値判定部３１４により、第２差分回路３１３が生成した修正差分角θ_Ｍを用いて極値判定処理を実行する。極値判定処理は、歩数カウントの対象となる極値を判定し、また判定された極値を用いて歩行の周期を算出する処理である。具体的な処理については後述する。極値判定処理によって得られた判定結果はステップＳ４００へ引き継がれ、システム制御部２０１は、歩数カウント部３１６により、右足の歩数および左足の歩数を更新するカウント処理を実行する。

また、極値判定処理によって得られた判定結果および周期はステップＳ５００へ引き継がれ、システム制御部２０１は、歩行モード判定部３１５により、歩行モードの判定処理を実行する。歩行モード判定処理は、使用者９００が行っている歩行が通常歩行、引き摺り歩行、低速歩行のいずれであるかを判定し、その判定結果に応じて各種パラメータを変更する処理である。具体的な処理については後述する。なお、ステップＳ４００とステップＳ５００の順番は逆であっても良い。

システム制御部２０１は、ステップＳ６００へ進み、使用者９００から終了指示を受けたか否かを判断する。具体的には、起動スイッチ１０１が再度押圧操作されたか否かを検出する。なお、操作の主体は使用者９００に限らず、補助者等であっても良い。

システム制御部２０１は、ステップＳ６００で終了指示をまだ受けていないと判断したら、ステップＳ１００へ戻って一連の処理を繰り返す。終了指示を受けたと判断したらステップＳ７００へ進む。

システム制御部２０１は、ステップＳ７００で終了処理を実行する。具体的には、歩数カウント部３１６で累積カウントした左足の歩数および右足の歩数をそれぞれ左歩数メモリ３２１および右歩数メモリ３２２へ歩数データとして格納する。また、入出力インタフェース２１３を介して、外部機器へ歩数データを送信する。使用者９００を含む利用者は、例えば外部機器としてのスマートフォンで、右足歩数および左足歩数を確認することができる。利用者は、外部機器から要求することにより、入出力インタフェース２１３を介して、右歩数メモリ３２２および左歩数メモリ３２１から歩数データを任意のタイミングで外部機器に読み込むこともできる。

システム制御部２０１は、終了処理が完了したら一連の処理を終了して、バッテリ１０２の電力供給を停止させる。

図９は、ステップＳ３００の極値判定処理の詳細を示すサブフロー図である。上述のように極値判定処理は、システム制御部２０１の機能ブロックとしての極値判定部３１４が実行する。

極値判定部３１４は、ステップＳ３０１で、右足用のフラグ変数であるｃ_Ｒおよび左足用のフラグ変数であるｃ_Ｌにそれぞれ０を代入して初期化する。そして、ステップＳ３０２へ進み、入力された修正差分角θ_Ｍが極大値であるか否かを判断する。極大値の判定手法については多くが知られているが、例えば、判定対象のθ_Ｍ値と、これに前後する数点の値とから、判定対象のθ_Ｍ値が上に凸の頂点か否かにより判断する。この場合、極値判定部３１４は、判定対象のθ_Ｍ値と前後して連続する数点のθ_Ｍ値も取り込んで一時的に保管し、判断に供する。

ステップＳ３０２で判定対象のθ_Ｍ値が極大値であると判断したら、このθ_Ｍ値および、このθ_Ｍ値を取得した時刻と前回の極大値であるθ_Ｍ値を取得した時刻との差である周期Ｄを歩行モード判定部３１５へ引き渡す。そして、極値判定部３１４は、ステップＳ３０３へ進み、当該θ_Ｍ値がプラス側の閾値Ｔｈ_Ｒを上回っているか否かを判断する。上回っていないと判断した場合には、当該θ_Ｍ値は不感帯に属する極大値であるので、特に追加的な処理を行うことなくメインフローへ戻る。上回っていると判断した場合には、ステップＳ３０４へ進む。

極値判定部３１４は、ステップＳ３０４で、前回の歩数カウントが左足であったか否かを確認する。極大値に対する判断は右足の歩数カウントであるか否かの判断なので、前回の歩数カウントが左足であれば、今回の極大値が正常な右足の一歩であると判定できる。一方、前回の歩数カウントが左足でなければ（右足ならば）、例えば振り出し動作中の揺れを拾うなどした結果と推測でき、右足の一歩とは判定しない。したがって、極値判定部３１４は、前回の歩数カウントが左足でなかったと確認したら、特に追加的な処理を行うことなくメインフローへ戻る。前回の歩数カウントが左足であると確認したら、ステップＳ３０５へ進む。極値判定部３１４は、ステップＳ３０５で、ｃ_Ｒに１を代入したら、メインフローへ戻る。

ステップＳ３０２で判定対象のθ_Ｍ値が極大値でないと判断したら、極値判定部３１４は、ステップＳ３０６へ進み、判定対象のθ_Ｍ値が極小値であるか否かを判断する。極小値の判定手法も、極大値の場合と同様であり、例えば、判定対象のθ_Ｍ値と、これに前後する数点の値とから、判定対象のθ_Ｍ値が下に凸の頂点か否かにより判断する。

ステップＳ３０６で判定対象のθ_Ｍ値が極小値であると判断したら、このθ_Ｍ値および、このθ_Ｍ値を取得した時刻と前回の極小値であるθ_Ｍ値を取得した時刻との差である周期Ｄを歩行モード判定部３１５へ引き渡す。そして、極値判定部３１４は、ステップＳ３０７へ進み、当該θ_Ｍ値がマイナス側の閾値Ｔｈ_Ｌを下回っているか否かを判断する。下回っていると判断した場合には、ステップＳ３０８へ進む。

極値判定部３１４は、ステップＳ３０８で、前回の歩数カウントが右足であったか否かを確認する。極小値に対する判断は左足の歩数カウントであるか否かの判断なので、前回の歩数カウントが右足であれば、今回の極小値が正常な左足の一歩であると判定できる。一方、前回の歩数カウントが右足でなければ（左足ならば）、左足の一歩とは判定しない。前回の歩数カウントが右足であると確認したら、ステップＳ３０９へ進む。極値判定部３１４は、ステップＳ３０９で、ｃ_Ｌに１を代入したら、メインフローへ戻る。

極値判定部３１４は、ステップＳ３０６で極小値でないと判断した場合、ステップＳ３０７で閾値Ｔｈ_Ｌを下回っていないと判断した場合、ステップＳ３０８で前回の歩数カウントが右足でないと確認した場合は、いずれの場合も特に追加的な処理を行うことなくメインフローへ戻る。

なお、ステップＳ４００のカウント処理では、歩数カウント部３１６は、ｃ_Ｒおよびｃ_Ｌの値を取得し、ｃ_Ｒが１であれば右足の歩数をインクリメントし、ｃ_Ｌが１であれば左足の歩数をインクリメントする。

図１０は、ステップＳ５００の歩行モード判定処理の詳細を示すサブフロー図である。上述のように歩行モード判定処理は、システム制御部２０１の機能ブロックとしての歩行モード判定部３１５が実行する。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０１で、第２ローパスフィルタ３１２から受け取ったθ_Ｓ２を解析して、当てはめ直線の成す角αの絶対値が閾値α_０の絶対値より小さいか否かを判断する。小さいと判断したら、引き摺り歩行をしていないと判定してステップＳ５０５へ進み、そうでないと判断したら、引き摺り歩行をしていると判定してステップＳ５０２へ進む。なお、本サブフローでは当てはめ直線の成す角αにより引き摺り歩行の判定を行うが、上述のように、当てはめ直線のオフセット量ｄ_ＯＳにより判定を行っても良い。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０２で、αが０未満であるか否かを判断する。αが０未満であると判断したら、右足を引き摺っていると判定してステップＳ５０３へ進み、そうでないと判断したら、左足を引き摺っていると判定してステップＳ５０４へ進む。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０３で、各種パラメータを右足の引き摺り歩行に適した値に変更する。具体的には、第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数ω_Ｈ、第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数ω_Ｌ、プラス側の閾値Ｔｈ_Ｒ、マイナス側の閾値Ｔｈ_Ｌを、それぞれ右足引き摺り用の値ω_{Ｈ＿ｄｒａｇ}、ω_{Ｌ＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｒ＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｌ'＿ｄｒａｇ}に変更する。なお、引き摺り側の足は右であるが、上述の通り、フィルタ処理においては左足の処理にも影響が及ぶので、Ｔｈ_Ｌもその影響に適したＴｈ_{Ｌ'＿ｄｒａｇ}に変更している。パラメータの変更が完了したらメインフローへ戻る。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０４で、各種パラメータを左足の引き摺り歩行に適した値に変更する。具体的には、第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数ω_Ｈ、第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数ω_Ｌ、プラス側の閾値Ｔｈ_Ｒ、マイナス側の閾値Ｔｈ_Ｌを、それぞれ左足引き摺り用の値ω_{Ｈ＿ｄｒａｇ}、ω_{Ｌ＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｒ'＿ｄｒａｇ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｄｒａｇ}に変更する。なお、引き摺り側の足は左であるが、上述の通り、フィルタ処理においては右足の処理にも影響が及ぶので、Ｔｈ_Ｒもその影響に適したＴｈ_{Ｒ'＿ｄｒａｇ}に変更している。なお、引き摺り側の足が右である場合も左である場合も、カットオフ周波数については共に同一のω_{Ｈ＿ｄｒａｇ}、ω_{Ｌ＿ｄｒａｇ}を用いて良い。パラメータの変更が完了したらメインフローへ戻る。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０５で、極値判定部３１４から受け取った周期Ｄが予め定められたＤ_０より小さいか否かを判断する。小さいと判断した場合には、通常歩行であると判定し、ステップＳ５０６へ進む。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０６で、各種パラメータを通常歩行に適した値に変更する。具体的には、第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数ω_Ｈ、第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数ω_Ｌ、プラス側の閾値Ｔｈ_Ｒ、マイナス側の閾値Ｔｈ_Ｌを、それぞれ通常歩行用の値ω_{Ｈ＿ｎｏｒｍａｌ}、ω_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}、Ｔｈ_{Ｒ＿ｎｏｒｍａｌ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｎｏｒｍａｌ}に変更する。パラメータの変更が完了したらメインフローへ戻る。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０５で、周期ＤがＤ_０より小さくないと判断した場合には、低速歩行であると判定し、ステップＳ５０７へ進む。

歩行モード判定部３１５は、ステップＳ５０７で、各種パラメータを低速歩行に適した値に変更する。具体的には、第１ローパスフィルタ３１１のカットオフ周波数ω_Ｈ、第２ローパスフィルタ３１２のカットオフ周波数ω_Ｌ、プラス側の閾値Ｔｈ_Ｒ、マイナス側の閾値Ｔｈ_Ｌを、それぞれ通常歩行用の値ω_{Ｈ＿ｓｌｏｗ}、ω_{Ｌ＿ｓｌｏｗ}、Ｔｈ_{Ｒ＿ｓｌｏｗ}、Ｔｈ_{Ｌ＿ｓｌｏｗ}に変更する。パラメータの変更が完了したらメインフローへ戻る。

以上本実施形態を説明したが、各機能ブロックおよび処理ステップは、歩行補助装置１００をどのように構成するかにより、適宜変更あるいは除去することができる。例えば、歩行補助装置１００を健常者が利用することを前提とすれば、演算部３５０から歩行モード判定部３１５とこれに関する処理を取り除いても良い。また、本実施形態においては、腰部の両側面にそれぞれ左用角度センサ１３１と右用角度センサ１３２を配置したが、内股側に両股関節の角度差を出力するひとつの角度センサを配置することもできる。この場合は、ひとつの検出用回路を介して直接的に差分角θ_Ｓを得ることができる。

また、本実施形態においては、互いにカットオフ周波数の異なる２つのローパスフィルタを適用したが、整形された修正差分角θ_Ｍが得られるのであれば、他のフィルタを適用しても良い。例えば、２つのフィルタをそれぞれローパスフィルタとハイパスフィルタで構成しても良いし、１つのバンドパスフィルタに纏めても良い。

また、歩行パターンの判定は、通常歩行、引き摺り歩行および低速歩行に限らず、さらに他の歩行パターンを判定するように構成しても良い。特徴的な歩容を呈するリハビリ患者に対しては、当該歩容に対して歩行パターンを判定するステップを設ければ良い。なお、上述の本実施形態においては、通常歩行、低速歩行、右足の引き摺り歩行、左足の引き摺り歩行の区別なく、右足の一歩および左足の一歩として歩数カウントを行った。しかし、全体の歩数カウントの内訳として、あるいは通常歩行とは分離して、それぞれの歩行パターンの歩数カウントを独立に保持する歩数データ構造を採用しても良い。

また、入出力インタフェース２１３が、歩数データ以外のデータを出力するように構成しても良い。例えば、差分角θ_Ｓを逐次的に外部機器へ出力するように構成すれば、外部機器で歩数計測を実行することもできる。また、修正差分角θ_Ｍのデータ列を外部機器へ出力するように構成すれば、例えばリハビリ経過を観察するための履歴情報として活用できる。

また、本実施形態においては、対象装置を歩行補助装置１００としたが、使用者９００の歩行に対して補助力を発生させる機構は除去して、使用者９００の歩数を計測する機能に特化した歩数計測器として構成しても良い。また、本実施形態において説明した歩数計測を実行する歩数計測器を、歩行に対して補助力を発生させる歩行補助装置に装着して使用するように構成しても良い。さらには、このような歩数計測器を例えばモーションキャプチャ装置などの入力デバイスと組み合わせて使用することもできる。

また、計測した歩数データを歩行補助装置１００の蹴り出し補助、振り出し補助の補助力制御に応用することもできる。例えば、歩数が増えるほど補助力を増加させれば、使用者９００の疲労に合わせたアシストを実現できる。また、電源のオフでもリセットさせずに歩数を累積させれば、リハビリ患者の訓練において、その訓練段階に応じて補助力を変更することもできる。例えば、初期段階においては、すなわち累積歩数が少ない段階においては補助力を強くし、段階を経るごとに、すなわち累積歩数が増すごとに補助力を弱くするような制御を行うことができる。また、左右の足の回復度合いの違いにより、それぞれの歩数で補助力を変更するように制御しても良い。

以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。その様な変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれ得ることが、特許請求の範囲の記載から明らかである。

特許請求の範囲、明細書、および図面中において示した装置、システム、プログラム、および方法における動作、手順、ステップ、および段階等の各処理の実行順序は、特段「より前に」、「先立って」等と明示しておらず、また、前の処理の出力を後の処理で用いるのでない限り、任意の順序で実現しうることに留意すべきである。特許請求の範囲、明細書、および図面中の動作フローに関して、便宜上「まず、」、「次に、」等を用いて説明したとしても、この順で実施することが必須であることを意味するものではない。

１００ 歩行補助装置、１０１ 起動スイッチ、１０２ バッテリ、１０３ 腰フレーム、１０４ 腰ベルト、１２１ 左用モータ、１２２ 右用モータ、１３１ 左用角度センサ、１３２ 右用角度センサ、１４１ 左用大腿フレーム、１４２ 右用大腿フレーム、１５１ 左用大腿ベルト、１５２ 右用大腿ベルト、２０１ システム制御部、２１１ 操作部、２１２ メモリ、２１３ 入出力インタフェース、２２１ 左用制御回路、２２２ 右用制御回路、２３０ 検出部、２３１ 左用検出回路、２３２ 右用検出回路、３０１ 第１差分回路、３１０ フィルタ部、３１１ 第１ローパスフィルタ、３１２ 第２ローパスフィルタ、３１３ 第２差分回路、３１４ 極値判定部、３１５ 歩行モード判定部、３１６ 歩数カウント部、３２１ 左歩数メモリ、３２２ 右歩数メモリ、３３１ 左用積分器、３３２ 右用積分器、３５０ 演算部、９００ 使用者、９０１ 左大腿、９０２ 右大腿、９１０ 上体

Claims (14)

1. 使用者の右股関節角度を示す右股関節角度信号を出力する右用角度センサと、
   前記使用者の左股関節角度を示す左股関節角度信号を出力する左用角度センサと、
   前記右股関節角度信号と前記左股関節角度信号とから、前記右股関節角度と前記左股関節角度の角度差の時系列的な変化を示す角度差信号を生成する生成部と、
   前記角度差信号に少なくとも２つの互いに異なるフィルタを適用して得られるそれぞれの濾波信号の差から生成される差分信号に基づいて前記使用者の歩数を演算する演算部と
   を備える歩数計測器。
2. 前記フィルタは、互いにカットオフ周波数が異なる２つのローパスフィルタである請求項１に記載の歩数計測器。
3. 前記演算部は、前記角度差信号に基づいて前記フィルタに適用するカットオフ周波数を変更する請求項１または２に記載の歩数計測器。
4. 前記演算部は、前記角度差信号を処理することにより、左右の脚いずれか一方を引き摺りつつの引き摺り歩行、および歩行の周期が予め定められた周期以下である低速歩行の少なくともいずれかを判定する判定部を含み、前記判定部の判定結果に基づいて前記カットオフ周波数を変更する請求項３に記載の歩数計測器。
5. 前記演算部は、前記差分信号において予め定められた閾値を超えたピークの数をカウントすることにより前記歩数を演算する請求項１から４のいずれか１項に記載の歩数計測器。
6. 前記演算部は、前記差分信号に基づいて前記閾値を変更する請求項５に記載の歩数計測器。
7. 前記演算部は、前記差分信号の正負の前記ピークの差に基づいて前記閾値を変更する請求項６に記載の歩数計測器。
8. 前記演算部は、前記角度差信号を処理することにより、左右の脚いずれか一方を引き摺りつつの引き摺り歩行、および歩行の周期が予め定められた周期以下である低速歩行の少なくともいずれかを判定する判定部を含み、前記判定部の判定結果に基づいて前記閾値を変更する請求項６または７に記載の歩数計測器。
9. 前記演算部は、左右の脚いずれか一方を引き摺りつつの引き摺り歩行、および歩行の周期が予め定められた周期以下である低速歩行の少なくともいずれかを区別して前記歩数を演算する請求項１から８のいずれか１項に記載の歩数計測器。
10. 前記演算部は、前記角度差信号にローパスフィルタを適用して得られる濾波信号の、振幅０の直線に対する傾きおよびオフセットの少なくともいずれかに基づいて前記引き摺り歩行を判定する請求項９に記載の歩数計測器。
11. 前記演算部は、前記使用者の左足歩数と右足歩数とを区別して演算する請求項１から１０のいずれか１項に記載の歩数計測器。
12. 前記演算部は、前記左足歩数または前記右足歩数が連続した場合には、前記歩数から除外する請求項１１に記載の歩数計測器。
13. 前記使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
    請求項１から１２のいずれか１項に記載の歩数計測器と
    を備える歩行補助装置。
14. 右用角度センサが出力する、使用者の右股関節角度を示す右股関節角度信号と、左用角度センサが出力する、前記使用者の左股関節角度を示す左股関節角度信号とから、前記右股関節角度と前記左股関節角度の角度差の時系列的な変化を示す角度差信号を生成する生成ステップと、
    前記角度差信号に少なくとも２つの互いに異なるフィルタを適用して得られるそれぞれの濾波信号の差から生成される差分信号に基づいて前記使用者の歩数を演算する演算ステッと
    をコンピュータに実行させる歩数計測プログラム。

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