JP5889367B2 - 歩行補助装置および歩行補助プログラム - Google Patents

Description

本発明は、歩行補助装置および歩行補助プログラムに関する。

足底に加わる荷重が既定の第１閾値を越えた後に既定の第２閾値を下回ったことをトリガとして１ステップ分のアクチュエータ制御を開始する歩行補助装置が知られている。
［先行技術文献］
［特許文献］
［特許文献１］ 特開２０１１−２１８０２６号公報

足底に加わる荷重をトリガとして用いてアクチュエータ制御を行う場合には、荷重をセンシングするために、使用者の足が地面に適切に接している必要がある。このため、アクチュエータ制御を開始する動作条件が制約されてしまい、例えば、片足を患っているリハビリ患者に歩行補助装置を利用して歩行動作の訓練を行うことが困難であった。

本発明の第１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、使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、使用者の一ステップの歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、付与部の制御を開始する制御部とを備える。

本発明の第２の態様における歩行補助プログラムは、使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出ステップと、股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、使用者の一ステップの歩行動作に対して予め設定された補助計画に従って、歩行動作に補助力を付与する付与部の制御を開始する制御ステップ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。 使用者の動作と角度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要素を説明する要素ブロック図である。 歩行補助装置の動作の状態遷移図である。 ステップ訓練を行った場合の各種信号波形の変化を説明する図である。 ステップ訓練を行った場合の各種信号波形の変化を説明する図である。 歩行補助アシスト処理の全体の流れを示すフロー図である。 パラメータ設定処理の流れを示すサブフロー図である。 状態遷移処理の流れを示すサブフロー図である。 閾値算出処理の流れを示すサブフロー図である。 トリガ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。特に、１ステップ毎に繰り返される訓練であるステップ訓練に使用される場合について説明する。ステップ訓練においては、使用者９００の歩行を軽快にするというよりも、補助力を付与することにより歩容を矯正するという意味合いが強い。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、それぞれアクチュエータの一例としての左用モータ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および回転速度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および回転速度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には、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には、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および右用大腿フレーム１４２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。このように左用モータ１２１は、使用者９００の歩行動作に補助力を付与する付与部として機能する。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。このように右用モータ１２２は、使用者９００の歩行動作に補助力を付与する付与部として機能する。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。

以上のように、歩行補助装置１００は、右足の伸展運動、右足の屈曲運動、左足の伸展運動、および左足の屈曲運動の少なくともいずれかを補助する補助力を付与することができる。伸展運動および屈曲運動の詳細は図３を用いて後述する。詳しくは後述するが、本実施形態においては、右足のリハビリを行う事例では、歩行補助装置１００は、右足に屈曲運動を補助する補助力を付与し、左足に伸展運動を補助する補助力を付与する。

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度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度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から積算することにより、図３で示した左股関節角度θ_Ｌを継続的に把握することができる。また、左用検出回路２３１は、一定時間内における電圧パルスをカウントすることにより、回転速度を検出することもできる。左用検出回路２３１は、回転速度もシステム制御部２０１へ引き渡す。以上のように、左用角度センサ１３１と左用検出回路２３１は、使用者９００の左股関節角度および左股関節角速度を検出する検出部として機能する。

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から積算することにより、図３で示した右股関節角度θ_Ｒを継続的に把握することができる。また、右用検出回路２３２は、一定時間内における電圧パルスをカウントすることにより、回転速度を検出することもできる。右用検出回路２３２は、回転速度もシステム制御部２０１へ引き渡す。以上のように、右用角度センサ１３２と右用検出回路２３２は、使用者９００の右股関節角度および右股関節角速度を検出する検出部として機能する。

本実施形態においては、システム制御部２０１は、ここで得られる左股関節角度および左股関節角速度をトリガとして用いて、補助力を発生させるタイミングを決定する。左股関節角度および左股関節角速度をトリガとして用いるので、動作条件として足が地面に接していなければならないという制約を受けることなく、右足を患っているリハビリ患者に適切にステップ訓練を行うことができる。なお、詳しくは後述するが、左股関節角度は、トリガ角度の方向として伸展に設定される場合と、屈曲に設定される場合がある。伸展に設定されている場合には、左股関節角度が閾値よりも小さくなった場合に、補助力を発生させるタイミングであるとして、トリガがオンに設定される。屈曲に設定されている場合には、左股関節角度が閾値よりも大きくなった場合に、トリガがオンに設定される。

一般に、連続歩行を補助するために歩行補助装置が利用される場合には、歩行補助装置は歩行の周期に応じて補助力の付与のタイミングを決定する。ステップ訓練は、一方の足を軸足にした状態で、他方の足を前方に動かし、その後元の位置に戻すという歩行動作に関する訓練である。すなわち、左右の足を交互に動かす訓練ではないので、補助力の付与のタイミングを決定するに当たり、周期を用いることはできない。加えて、左右の歩行動作が対称になるように補助力の付与のタイミングを決定する場合がある。上述のように、ステップ訓練は左右の足を交互に動かす訓練ではないので、そもそも左右の歩行動作を対称にすることを想定していない。これらの理由から、従来の歩行補助装置では、ステップ訓練を適切に行えなかった。また、ステップ訓練においては、歩容を矯正することが要求される。そこで、本実施形態においては、詳しくは後述するが、システム制御部２０１は、補助力を発生させるタイミングを決定すると、使用者９００の一ステップの歩行動作に対して予め設定された補助計画に従って、左用モータ１２１および右用モータ１２２の制御を開始する。

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。本実施形態においては、後述するカウンタ値と補助力とが対応付けられたトルクテーブルを記憶している。さらに、本実施形態においては、メモリ２１２は、使用者９００の歩行動作の履歴情報を記録する記録部として機能する。履歴情報は、後述する左股関節角度の信号波形、右股関節角度の信号波形、左股関節角速度の信号波形、および右股関節角速度の信号波形を含む。履歴情報は、さらに、ステップ訓練の進捗度の評価項目を含む。進捗度の評価項目として、左股関節角度および右股関節角度の振幅、左股関節角速度および右股関節角速度の最大値、閾値角度における左股関節角速度および右股関節角速度、左股関節角度の最大値および最小値、右股関節角度の最大値および最小値を挙げることができる。メモリ２１２は、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。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、メモリ２１２に格納されている履歴情報をスマートフォンへ送信する。

図５は、歩行補助装置１００の動作の状態遷移図である。歩行補助装置１００は、動作状態としてＳＴＯＰ状態、ＲＥＡＤＹ状態、およびＧＯ状態のいずれかを取る。

ＳＴＯＰ状態は、補助力の付与を停止している状態である。歩行補助装置１００の電源がオンされた場合には、動作状態はまずＳＴＯＰ状態に設定される。その後、トリガとして用いられる左股関節角度の方向が伸展に設定されている場合には、左股関節角速度が閾値よりも大きくなったときに、左股関節角度の方向が屈曲に設定されている場合には、左股関節角速度が閾値よりも小さくなったときに、動作状態はＲＥＡＤＹ状態に遷移する。

ＲＥＡＤＹ状態は、補助力の付与を待機している状態である。詳しくは後述するが、ＲＥＡＤＹ状態では、ＧＯ状態に遷移する前段階の処理として、閾値算出処理およびトリガ判定処理が実行される。その後、補助力付与のトリガがオンに設定された場合には、動作状態はＧＯ状態に遷移する。

ＧＯ状態は、補助力の付与を実行している状態である。補助力を付与する時間を示すカウンタが０になるまで、補助力が付与される。カウンタが０になると、補助力の付与は停止され、動作状態はＳＴＯＰ状態に遷移する。

図６および図７は、ステップ訓練を行った場合の各種信号波形の変化を説明する図である。ここでは、使用者９００の左足を軸足にした状態で、右足を前方に動かし（振り出し動作）、その後元の位置に戻す（戻り動作）という動作を繰り返す訓練を例に挙げて説明する。繰り返される動作は同一であるので、ここでは特に、一度目の動作に着目して説明する。なお、ここでは、カウンタ値として０．８秒に相当する値である８０が設定され、補助力として４Ｎ・ｍが設定され、トリガ角度の方向は伸展に設定されている。また、右足の動作判定に用いる閾値は０に設定され、トリガ判定用の閾値は動的に変化する。トリガ判定用の閾値は、左股関節角度に対して適用される閾値である。トリガ判定用の閾値の詳細は後述する。

図６（ａ）は、右股関節角度の信号波形を示す図であり、右股関節角度の時系列的な変化を示す図である。縦軸は右股関節角度［ｄｅｇ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図６（ｂ）は、左股関節角度の信号波形を示す図であり、左股関節角度の時系列的な変化を示す図である。縦軸は左股関節角度［ｄｅｇ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図６（ｃ）は、左股関節角度に対して適用されるトリガ判定用の閾値の推移を示す図である。縦軸は角度［ｄｅｇ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図６（ｄ）は、右股関節角速度の信号波形を示す図であり、右股関節角速度の時系列的な変化を示す図である。縦軸は右股関節角速度［ｒａｄ／ｓ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図６（ｅ）は、左股関節角速度の信号波形を示す図であり、左股関節角速度の時系列的な変化を示す図である。縦軸は左股関節角速度［ｒａｄ／ｓ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図７（ａ）は、カウンタ値の推移を示す図である。縦軸はカウンタ値［ｃｏｕｎｔ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図７（ｂ）は、右用モータ１２２が発生させるトルクの推移を示す図である。縦軸はトルク［Ｎ・ｍ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

図７（ｃ）は、左用モータ１２１が発生させるトルクの推移を示す図である。縦軸はトルク［Ｎ・ｍ］であり、横軸は時間［ｓｅｃ］である。

既に説明したように、動作状態はまずＳＴＯＰ状態に設定される。図６（ｅ）に示すように、１秒付近において、左股関節角速度として正値が検出されている。したがって、この時点で、動作状態はＲＥＡＤＹ状態に遷移する。その後、図６（ａ）に示すように、１０秒付近において、右股関節角度が急激に単調増加している。これは、右足を振り出したことを表している。右足を前方に動かすことにより、図３に示した上体９１０の重力方向に沿う中心線が前方に移動するので、図６（ｂ）に示すように、左股関節角度は相対的に低下する。そうすると、図６（ｂ）、図６（ｃ）に示すように、左股関節角度がトリガ判定用の閾値を下回ることになる。

左股関節角度が閾値を下回ると、動作状態はＧＯ状態に遷移する。システム制御部２０１は、図７（ａ）に示すように、カウンタに値を設定する。そして、図７（ｂ）、図７（ｃ）に示すように、カウンタ値が０になるまで左足の大腿部および右足の大腿部に補助力を付与する。具体的には、左足の大腿部を後側へ押し下げる補助力を発生させるように左用モータ１２１を制御すると共に、右足の大腿部を前側へ持ち上げる補助力を発生させるように右用モータ１２２を制御する。したがって、左足の大腿部に対する補助力は負値となり、右足の大腿部に対する補助力は正値となる。図７（ｂ）に示すように、右用モータ１２２により発生される補助力は、サインカーブの半周期の波形のように、カウント期間の中心にかけて正の方向に徐々に強まり、その後徐々に弱まる。一方で、左用モータ１２１により発生される補助力は、図７（ｃ）に示すように、カウント期間の中心にかけて負の方向に徐々に強まり、その後徐々に弱まる。

以上により、歩行補助装置１００は、左足の大腿部および右足の大腿部に１ステップ分の補助力を付与することができる。補助力が左足の大腿部に付与されることにより、左股関節角度が−２０［ｄｅｇ］程度まで小さくなる。左大腿に後方への補助力を作用させて蹴り出し補助を行うので、歩容が矯正される。また、補助力が右足の大腿部に付与されることにより、本実施形態においては、右股関節角度が６０［ｄｅｇ］程度まで大きくなる。このように振り出し補助によって膝屈曲角度が増加されるので、使用者９００の歩容が矯正される。その後、右股関節角度は３０［ｄｅｇ］程度で推移した後、単調減少し、１３秒付近において０［ｄｅｇ］程度になる。すなわち、前方に出した右足が元の位置に戻る。その後、１５秒付近において、右股関節角度が再度急激に単調増加する。すなわち、２度目の動作が開始される。

患っている足である右足の振り出し動作は、健康な足としての右足の振り出し動作と比較して、不自然な動きとなる場合がある。したがって、患っている右足の振り出し動作に対してトリガ角度を設定すると、正しいタイミングで補助動作を開始できない場合があり得る。そこで、リハビリを行う右足とは逆の左足が健康であれば、左足の蹴り出し動作に対してトリガ角度を設定するとよい。健康な左足の動作を検出の対象とすれば、安定して補助動作を開始することができる。なお、健康な足である左足をトリガ判定の対象となる足として設定することにより、ステップ訓練の効果が最も高くなることが実験を通じて確認された。

ところで、ステップ訓練においては、補助力を発生させるタイミングを決定するトリガとして、使用者９００の膝角度を用いる方法も考えられる。しかし、使用者９００が右足を前方に動かしたときに、軸足側の足である左足の膝角度は、僅かに変化する程度である。すなわち、ステップ訓練において、左足の膝角度の変化と右足の振り出し動作は相関を有さない。このため、左足の膝角度に応じて、右足に対して補助力を発生させるタイミングを適切に決定することは困難である。一方で、図６を用いて説明したように、右股関節角度は、右足を前方に動かしたことにより単調増加するのに対し、左股関節角度は相対的に低下する。すなわち、ステップ訓練において、左股関節角度の変化と右足の振り出し動作は相関を有する。そこで、本実施形態においては、補助力を発生させるタイミングを決定するトリガとして、股関節角度を用いている。左股関節角度の変化と右足の振り出し動作が相関を有するので、左股関節角度をトリガとして用いて、右足に補助力を付与することができる。すなわち、トリガ角度の対象となる足と、補助力付与の対象となる足とを異ならせることができる。

図８は、歩行補助アシスト処理の全体の流れを示すフロー図である。本フローにおいて、ＳＴは、歩行補助装置１００の動作状態を示す変数である。０はＳＴＯＰ状態、１はＲＥＡＤＹ状態、２はＧＯ状態を示す。本フローは、歩行補助装置１００の電源がオンされた場合に開始される。

システム制御部２０１は、歩行補助装置１００の動作状態を初期化する（ステップＳ１０１）。具体的には、ＳＴに０を代入する。

システム制御部２０１は、パラメータ設定処理を実行する（ステップＳ１０２）。パラメータ設定処理の詳細は後述する。

システム制御部２０１は、左股関節角度および右股関節角度を取得する（ステップＳ１０３）。システム制御部２０１は、定期的に左股関節角度および右股関節角度を取得する。例えば、１０ｍｓ毎に取得する。

システム制御部２０１は、左股関節角速度および右股関節角速度を取得する（ステップＳ１０４）。システム制御部２０１は、定期的に左股関節角度および右股関節角度を取得する。例えば、１０ｍｓ毎に取得する。

システム制御部２０１は、状態遷移処理を実行する（ステップＳ１０５）。状態遷移処理の詳細は後述する。

システム制御部２０１は、終了指示を受け付けたかを判定する（ステップＳ１０６）。終了指示を受け付けていない場合には、ステップＳ１０３に移行する。終了指示を受け付けた場合には（ステップＳ１０６でＹＥＳ）、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、パラメータ設定処理の流れを示すサブフロー図である。システム制御部２０１は、パラメータ設定処理により、補助力の付与に先立って、一歩分の補助計画を予め設定する。一歩分の補助計画は、後述する補助力付与の方向、時間、および強さを含む。

システム制御部２０１は、補助力付与の対象となる足、補助力付与の方向、時間、強さを設定する（ステップＳ２０１）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、補助力付与の対象となる足として右足および左足を設定する。補助力付与の方向として右足に対して屈曲方向、左足に対して伸展方向を設定する。補助力付与の時間として０．８秒、強さとして４Ｎ・ｍを設定する。

システム制御部２０１は、トリガ判定の対象となる足、トリガ角度の方向を設定する（ステップＳ２０２）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、トリガ判定の対象となる足として左足、トリガ角度の方向として伸展方向を設定する。上記の設定が完了すると、メインフローへ戻る。

図１０は、状態遷移処理の流れを示すサブフロー図である。本フローにおいて、ＳＴは、既に説明したように、歩行補助装置１００の動作状態を示す変数である。Ｔは補助力を示す変数である。ｄは、補助力付与のトリガ角度の方向を示す変数である。０は伸展、１は屈曲を示す。Ｔｒは、トリガのオンオフを示す変数である。０はオフ、１はオンを示す。θｒｅｆはトリガ判定の対象となる足の基準の股関節角度である基準角度を示し、θｃｕｒｔはトリガ判定の対象となる足のカレントの股関節角度であるカレント角度を示す。Ｗはトリガ判定の対象となる足の股関節角速度を示し、Ｔｈｗは股関節角速度の閾値を示す。Ｃはカレントのカウンタ値を示し、Ｃｃｏｎは予め設定されているカウンタ値を示す。

システム制御部２０１は、ＳＴ＝０かを判定する（ステップＳ３０１）。ＳＴ＝０である場合、すなわち動作状態がＳＴＯＰ状態である場合には（ステップＳ３０１でＹＥＳ）、補助力を付与しないので、Ｔに０を代入する（ステップＳ３０２）。そして、基準角度θｒｅｆを初期化すべく、基準角度θｒｅｆにカレント角度θｃｕｒｔを代入する（ステップＳ３０３）。

システム制御部２０１は、トリガ角度の方向が伸展で、かつＷ＞Ｔｈｗであるかを判定する（ステップＳ３０４）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、トリガ判定の対象となる足は左足で、トリガ角度の方向は伸展であるので、左股関節角速度Ｗが閾値Ｔｈｗよりも大きくなる場合に（ステップＳ３０４でＹＥＳ）、次のステップＳ３０５に移行する。トリガ角度の方向は伸展であるので、ｄに０を代入し（ステップＳ３０５）、動作状態をＲＥＡＤＹ状態に遷移させるべく、ＳＴに１を代入する（ステップＳ３０６）。

以上のように、本実施形態においては、トリガ角度の方向が伸展である場合には、動作状態を直ちにＲＥＡＤＹ状態に遷移させるのではなく、Ｗ＞ＴｈｗであるときにＲＥＡＤＹ状態に遷移させる。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、トリガ角度の方向が伸展である場合には、Ｗ＞Ｔｈｗであるときとは、左足が前に動いたときである。例えば左足が伸展方向に動作するという条件では、補助力を一度付与した後に、使用者９００の左足がさらに伸展方向に動作すれば、補助力を再度付与してしまう。つまり、１ステップにおいて補助力を複数回付与してしまう。Ｗ＞Ｔｈｗという条件により、左足を一度前に出さない限り補助力が付与されないので、１ステップにおいて補助力を複数回付与することを回避できる。

トリガ角度の方向が伸展でない、すなわち屈曲であるか、または、Ｗ≦Ｔｈｗの場合には（ステップＳ３０４でＮＯ）、システム制御部２０１は、トリガ角度の方向が屈曲で、かつＷ＜Ｔｈｗであるかを判定する（ステップＳ３０７）。トリガ角度の方向が屈曲で、かつＷ＜Ｔｈｗである場合には（ステップＳ３０７でＹＥＳ）、トリガ角度の方向は屈曲であるので、ｄに１を代入し（ステップＳ３０８）、ＳＴに１を代入する（ステップＳ３０６）。

ＳＴ＝０でない場合、すなわち動作状態がＳＴＯＰ状態でない場合には（ステップＳ３０１でＮＯ）、システム制御部２０１は、ＳＴ＝１かを判定する（ステップＳ３０９）。ＳＴ＝１である場合、すなわち動作状態がＲＥＡＤＹ状態である場合には（ステップＳ３０９でＹＥＳ）、閾値算出処理およびトリガ判定処理を実行する（ステップＳ３１０、Ｓ３１１）。詳しくは後述するが、リアルタイムに閾値を算出し、算出した閾値を用いてトリガ判定を行う。なお、図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、左足が前に出された段階で、動作状態がＲＥＡＤＹ状態に遷移する。

システム制御部２０１は、Ｔｒ＝１であるかを判定する（ステップＳ３１２）。Ｔｒ＝１である場合には（ステップＳ３１２でＹＥＳ）、ＣにＣｃｏｎを代入する（ステップＳ３１３）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、０．８秒に相当するカウンタ値が代入される。そして、動作状態をＧＯ状態に遷移させるべく、ＳＴに２を代入する（ステップＳ３１４）。

ＳＴ＝１でない場合、すなわち動作状態がＲＥＡＤＹ状態でない場合には（ステップＳ３０９でＮＯ）、動作状態はＧＯ状態ということなる。この場合には、システム制御部２０１は、予め設定されているカウンタ値が０になるまで補助力を付与する。具体的には、トルクテーブルを参照し、カレントのカウンタ値に応じた補助力を決定し（ステップＳ３１５）、Ｔｒに０を代入する（ステップＳ３１６）。そして、システム制御部２０１は、Ｃ＝０であるかを判定する（ステップＳ３１７）。Ｃ＝０である場合には（ステップＳ３１７でＹＥＳ）、動作状態をＳＴＯＰ状態に遷移させるべく、ＳＴに０を代入する（ステップＳ３１８）。Ｃ＝０でない場合には（ステップＳ３１７でＮＯ）、ＣにＣ−１を代入する（ステップＳ３１９）。

ステップＳ３０６、Ｓ３１４、Ｓ３１８、Ｓ３１９、ステップＳ３０７でＮＯと判定された場合、またはステップＳ３１２でＮＯと判定された場合には、メインフローへ戻る。

図１１は、閾値算出処理の流れを示すサブフロー図である。本フローにおいて、既に説明したように、ｄは補助力付与のトリガ角度の方向を示す変数であり、θｒｅｆはトリガ判定の対象となる足の基準の股関節角度である基準角度を示す。θｍａｘは、トリガ判定の対象となる足の最大股関節角度を示し、θｍｉｎは、トリガ判定の対象となる足の最小股関節角度を示す。θｔｈは、股関節角度についての閾値を示し、θｃｏｎは、予め設定された定数を示す。

システム制御部２０１は、ｄ＝０かを判定する（ステップＳ４０１）。ｄ＝０である場合、すなわちトリガ角度の方向が伸展である場合には（ステップＳ４０１でＹＥＳ）、トリガ判定の対象の足の最大股関節角度θｍａｘを取得する（ステップＳ４０２）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、左股関節角度の最大値を取得する。θｒｅｆにθｍａｘを代入し（ステップＳ４０３）、θｔｈにθｒｅｆ−θｃｏｎを代入する（ステップＳ４０４）。

ここで、使用者によっては足を比較的大きく広げることができる人もいれば、足をあまり広げることができない人もいる。したがって、閾値θｔｈが固定であれば、使用者によっては閾値θｔｈを超える動作を行うことが困難である場合がある。

そこで、本実施形態においては、閾値θｔｈは可変であり、動的に算出される。トリガ角度の方向が伸展である場合には、閾値θｔｈは、使用者の最大股関節角度θｍａｘを用いて算出される。したがって、閾値θｔｈを使用者に応じた値に設定することができる。これにより、使用者の動作のばらつきにより、補助力が付与されないといった不具合を抑制することができる。

ｄ＝０でない場合、すなわちトリガ角度の方向が屈曲である場合には（ステップＳ４０１でＮＯ）、トリガ判定の対象の足の最小股関節角度θｍｉｎを取得する（ステップＳ４０５）。図６および図７を用いて説明したステップ訓練の場合を例に挙げると、左股関節角度の最小値を取得する。θｒｅｆにθｍｉｎを代入し（ステップＳ４０６）、θｔｈにθｒｅｆ＋θｃｏｎを代入する（ステップＳ４０７）。

既に説明したように、本実施形態においては、閾値θｔｈは可変であり、動的に算出される。トリガ角度の方向が屈曲である場合には、閾値θｔｈは、使用者の最小股関節角度θｍｉｎを用いて算出される。したがって、閾値θｔｈを使用者に応じた値に設定することができる。これにより、使用者の動作のばらつきにより、補助力が付与されないといった不具合を抑制することができる。

ステップＳ４０４またはステップＳ４０７により閾値θｔｈが算出されると、メインフローへ戻る。

以上のように、システム制御部２０１は、屈曲運動である場合に屈曲用の閾値を用い、伸展運動である場合に伸展用の閾値を用いる。システム制御部２０１は、使用者の伸展角を用いて伸展用の閾値を算出し、使用者の屈曲角を用いて屈曲用の閾値を算出する。それぞれの動作に適した閾値を用いることにより、後述のトリガ判定処理を適切に行うことができる。

図１２は、トリガ判定処理の流れを示すサブフロー図である。本フローにおいて、既に説明したように、ｄは補助力付与のトリガ角度の方向を示す変数であり、Ｔｒは、トリガのオンオフを示す変数である。θｔｈは、股関節角度についての閾値を示し、θｃｕｒｔはトリガ判定の対象となる足のカレントの股関節角度であるカレント角度を示す。

システム制御部２０１は、ｄ＝０かを判定する（ステップＳ５０１）。ｄ＝０である場合、すなわちトリガ角度の方向が伸展である場合には（ステップＳ５０１でＹＥＳ）、θｃｕｒｔ＜θｔｈであるかを判定する（ステップＳ５０２）。θｃｕｒｔ＜θｔｈである場合には（ステップＳ５０２でＹＥＳ）、トリガをオンにすべく、Ｔｒに１を代入する（ステップＳ５０３）。θｃｕｒｔ≧θｔｈである場合には（ステップＳ５０２でＮＯ）、トリガをオフにすべく、Ｔｒに０を代入する（ステップＳ５０４）。

ｄ＝０でない場合、すなわちトリガ角度の方向が屈曲である場合には（ステップＳ５０１でＮＯ）、θｃｕｒｔ＞θｔｈであるかを判定する（ステップＳ５０５）。θｃｕｒｔ＞θｔｈである場合には（ステップＳ５０５でＹＥＳ）、トリガをオンにすべく、Ｔｒに１を代入する（ステップＳ５０６）。θｃｕｒｔ≦θｔｈである場合には（ステップＳ５０５でＮＯ）、トリガをオフにすべく、Ｔｒに０を代入する（ステップＳ５０７）。

ステップＳ５０３、Ｓ５０４、Ｓ５０６、またはＳ５０７によりＴｒに値が代入されると、メインフローへ戻る。

なお、システム制御部２０１は、ステップ訓練の進捗度に応じて補助計画を変更してもよい。この場合には、システム制御部２０１は、進捗度の各評価項目を予め設定されている各評価基準と比較し、比較結果に応じて少なくとも補助力を付与する時間および補助力の強さの一方を調整するとよい。例えば、各評価項目に示す値が各評価基準を上回る場合には、補助力を付与する時間を短縮すると共に、補助力の強さを低減する。このように進捗度に応じて徐々に補助を弱めることにより、使用者９００に対して自力歩行を促すことが期待できる。一方で、評価基準を下回る評価項目が存在する場合には、補助力を付与する時間を延長すると共に、補助力の強さを増大する。これにより、使用者９００に対して適切な補助を行うことが期待できる。以上のように、進捗度の各評価項目を全て利用することにより、進捗度の評価の正確性を高めることができる。

一方で、システム制御部２０１は、例示した複数の評価項目のうち一部の評価項目を用いて、補助力を付与する時間および補助力の強さを調整してもよい。例えば、進捗度が顕著に反映される項目である、左股関節角度および右股関節角度の振幅を用いるとよい。また、どの評価項目を利用するかを使用者９００の選択により決定してもよい。また、既に説明したように、進捗度の各評価項目を全て利用する場合には、進捗度の評価の正確性を高めることができるので、システム制御部２０１は、進捗度の各評価項目を全て利用する場合には、一部の評価項目を利用する場合に比べて、各評価項目を判断するための歩行周期を短く設定してもよい。

システム制御部２０１は、ステップ訓練の進捗具合に応じて、利用する評価項目数を異ならせてもよい。例えばステップ訓練の初期段階の場合には、システム制御部２０１は、例示した複数の評価項目のうち一部の評価項目を用いる。この場合には、使用者９００は、まずは一部の評価項目が評価基準を満たすように、じっくりとステップ訓練を行うことができる。一方で、例えばステップ訓練の最終段階の場合には、システム制御部２０１は、例示した複数の評価項目のうち全ての評価項目を用いる。この場合には、使用者９００は、仕上げとして、全ての評価項目が評価基準を満たすように、ステップ訓練を行うことができる。

以上の説明では、システム制御部２０１は、予め定められた時間だけ補助力を付与したが、左股関節角度θ_Ｌまたは右股関節角度θ_Ｒの少なくとも一方が予め定められた股関節角度に達するまで補助力を付与してもよい。以上の説明では、閾値θｔｈは可変であったが、固定であってもよい。この場合には、既に説明したように、使用者の動作のばらつきにより、補助力が付与されないといった不具合が生じないように、閾値を比較的小さい値に設定することが好ましい。以上の説明では、θｃｏｎは、予め設定された定数であったが、基準角度、角度の振幅に応じて可変であってもよい。

以上の説明では、システム制御部２０１は、左股関節角度θ_Ｌおよび右股関節角度θ_Ｒのいずれか一方を用いて、補助力を発生させるタイミングを決定したが、左股関節角度θ_Ｌおよび右股関節角度θ_Ｒの両方を用いて、補助力を発生させるタイミングを決定してもよい。例えば、左股関節角度θ_Ｌが左伸展アシスト用の閾値を下回り、かつ、右股関節角度θ_Ｒが右屈曲アシスト用の閾値を上回った場合に、補助力を発生させてもよい。

以上の説明では、システム制御部２０１は、両足に補助力を付与したが、片方の足のみに補助力を付与してもよい。この場合に、補助力を付与する対象の足と、トリガ判定の対象となる足とを異ならせてもよい。具体的には、システム制御部２０１は、左股関節角度θ_Ｌが閾値θｔｈを超えた場合に、補助計画に従って右用モータ１２２を駆動してもよいし、右股関節角度θ_Ｒが閾値θｔｈを超えた場合に、補助計画に従って左用モータ１２１を駆動してもよい。このような構成によれば、健康な足をトリガ判定の対象となる足に設定し、患っている足を補助力付与の対象の足に設定することができ、使用者の負担を軽減することができる。

以上の説明では、右足の振り出し動作に対して左右の足に補助力を付与したが、右足の戻り動作に対して左右の足に補助力を付与してもよい。この場合に、トリガ判定の対象となる足として左足、トリガ角度の方向として屈曲方向を設定してもよい。

以上の説明では、歩行補助装置１００を利用して右足のリハビリを行う事例を例に挙げたが、当然のことながら、歩行補助装置１００を利用して左足のリハビリを行うこともできる。この場合には、歩行補助装置１００は、右股関節角度および右股関節角速度を用いて、補助力を発生させるタイミングを決定してもよい。具体的には、右股関節角速度として正値が検出され、右股関節角度がトリガ判定用の閾値を下回ると、補助力を発生させるタイミングであると決定する。歩行補助装置１００は、右足に伸展運動を補助する補助力を付与すべく、補助計画に従って右用モータ１２２を駆動し、左足に屈曲運動を補助する補助力を付与すべく、補助計画に従って左用モータ１２１を駆動してもよい。なお、左股関節角度に対して適用される閾値と右股関節角度に対して適用される閾値とは、互いに異なってもよい。また、右股関節角速度として正値が検出され、右股関節角度がトリガ判定用の閾値を下回った場合に用いられる補助計画と、左股関節角速度として正値が検出され、左股関節角度がトリガ判定用の閾値を下回った場合に用いられる補助計画とは、互いに異なってもよい。以上の説明では、使用者９００が片足を患っている場合を例に挙げたが、使用者９００が両足を患っている場合には、両足の状態に応じて、トリガ判定の対象となる足を適宜設定してもよい。例えば麻痺の程度が比較的低い足をトリガ判定の対象に設定するとよい。

以上の説明では、システム制御部２０１は、左用モータ１２１および右用モータ１２２のそれぞれに同一の補助力を同一の時間だけ付与したが、互いに異なる補助力を付与してもよいし、互いに異なる時間だけ補助力を付与してもよい。使用者９００に応じて右足および左足に対する補助力、補助時間を適宜調整することにより、より適切に歩容を矯正することができる。

以上の説明では、歩行補助装置１００がステップ訓練に使用されたが、一歩一歩の動作が停止する歩行である静歩行に使用されてもよい。この場合に、右足のリハビリを行う事例で説明した制御と、左足のリハビリを行う事例で説明した制御とを組み合わせてもよい。また、一歩に満たない歩幅の訓練に使用されてもよい。この場合には、歩行補助装置１００は、予め設定された一歩未満分の補助計画に従って補助力を付与することになる。

以上の説明では、履歴情報は、左股関節角度の信号波形、右股関節角度の信号波形、左股関節角速度の信号波形、および右股関節角速度の信号波形を含んだが、左股関節角度に対して適用されるトリガ判定用の閾値を算出するという観点では、少なくとも左股関節角度の信号波形を含めばよい。

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、および図面中の撮影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、２３１ 左用検出回路、２３２ 右用検出回路、９００ 使用者、９０１ 左大腿、９０２ 右大腿、９１０ 上体

Claims (19)

1. 使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
   前記使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、
   前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの前記歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、前記付与部によって補助力を付与する制御を前記歩行動作の周期を予め検知することなく開始する制御部と
   を備える歩行補助装置。
2. 前記歩行動作における、少なくとも前記股関節角度の時系列的な変化を履歴情報として記録する記録部を備え、
   前記制御部は、前記履歴情報に基づいて前記閾値を変更する請求項１に記載の歩行補助装置。
3. 前記制御部は、前記履歴情報に基づいて前記補助計画を変更する請求項２に記載の歩行補助装置。
4. 前記制御部は、前記補助計画として、少なくとも前記補助力を付与する時間および前記補助力の強さの一方を変更する請求項３に記載の歩行補助装置。
5. 前記制御部は、前記補助計画に従って、予め定められた時間だけ前記補助力を付与し、または予め定められた前記股関節角度に達するまで前記補助力を付与するように、前記付与部を制御する請求項１から４のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
6. 前記制御部は、前記使用者の歩行動作が前記使用者の大腿部を腹部側に引き上げる屈曲運動である場合に、屈曲用の前記閾値を用い、引き上げられた大腿部を引き下ろす伸展運動である場合に、伸展用の前記閾値を用いる請求項１から５のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
7. 前記制御部は、前記使用者の伸展角に基づいて前記伸展用の前記閾値を算出し、前記使用者の屈曲角に基づいて前記屈曲用の前記閾値を算出する請求項６に記載の歩行補助装置。
8. 前記検出部は、前記使用者の股関節角速度を併せて検出し、
   前記制御部は、更に前記股関節角速度が予め設定された条件を満たす場合に前記付与部の制御を開始する請求項１から７のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
9. 前記付与部は、前記使用者の左足に前記補助力を付与する左用アクチュエータと、前記使用者の右足に前記補助力を付与する右用アクチュエータとを有し、
   前記検出部は、前記使用者の左股関節角度を検出する左用角度センサと、前記使用者の右股関節角度を検出する右用角度センサとを有し、
   前記制御部は、前記左股関節角度および前記右股関節角度の少なくともいずれかが前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータおよび前記右用アクチュエータの少なくともいずれかを駆動する請求項１から８のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
10. 前記制御部は、前記左股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記右用アクチュエータを駆動する第１駆動制御、および前記右股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータを駆動する第２駆動制御の少なくともいずれかを実行する請求項９に記載の歩行補助装置。
11. 前記制御部は、前記使用者の歩行動作において、左足が伸展運動を行う場合に、前記第１駆動制御を実行し、右足が伸展運動を行う場合に、前記第２駆動制御を実行する請求項１０に記載の歩行補助装置。
12. 前記制御部は、前記第１駆動制御として、前記右用アクチュエータを駆動すると共に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータを駆動し、前記第２駆動制御として、前記左用アクチュエータを駆動すると共に、前記補助計画に従って前記右用アクチュエータを駆動する請求項１１に記載の歩行補助装置。
13. 前記左股関節角度に対して適用される前記閾値と前記右股関節角度に対して適用される前記閾値は、互いに異なる請求項１０から１２のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
14. 前記第１駆動制御で用いられる前記補助計画と前記第２駆動制御で用いられる前記補助計画は、互いに異なる請求項１０から１３のいずれか１項に記載の歩行補助装置。
15. 使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出ステップと、
    前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの歩行動作に対して予め設定された補助計画に従って、前記歩行動作に補助力を付与する付与部によって補助力を付与する制御を前記歩行動作の周期を予め検知することなく開始する制御ステップと
    をコンピュータに実行させる歩行補助プログラム。
16. 使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
    前記使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、
    前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの前記歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、前記付与部によって補助力を付与する制御を開始する制御部と
    を備え、
    前記制御部は、前記使用者の歩行動作が前記使用者の大腿部を腹部側に引き上げる屈曲運動である場合に、屈曲用の前記閾値を用い、引き上げられた大腿部を引き下ろす伸展運動である場合に、伸展用の前記閾値を用いる歩行補助装置。
17. 使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
    前記使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、
    前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの前記歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、前記付与部によって補助力を付与する制御を開始する制御部と
    を備え、
    前記検出部は、前記使用者の股関節角速度を併せて検出し、
    前記制御部は、更に前記股関節角速度が予め設定された条件を満たす場合に前記付与部の制御を開始する歩行補助装置。
18. 使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
    前記使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、
    前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの前記歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、前記付与部によって補助力を付与する制御を開始する制御部と
    を備え、
    前記付与部は、前記使用者の左足に前記補助力を付与する左用アクチュエータと、前記使用者の右足に前記補助力を付与する右用アクチュエータとを有し、
    前記検出部は、前記使用者の左股関節角度を検出する左用角度センサと、前記使用者の右股関節角度を検出する右用角度センサとを有し、
    前記制御部は、前記左股関節角度および前記右股関節角度の少なくともいずれかが前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータおよび前記右用アクチュエータの少なくともいずれかを駆動し、
    前記制御部は、前記左股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記右用アクチュエータを駆動する第１駆動制御、および前記右股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータを駆動する第２駆動制御の少なくともいずれかを実行し、
    前記左股関節角度に対して適用される前記閾値と前記右股関節角度に対して適用される前記閾値は、互いに異なる歩行補助装置。
19. 使用者の歩行動作に補助力を付与する付与部と、
    前記使用者の股関節の開き角である股関節角度を検出する検出部と、
    前記股関節角度が予め定められた閾値を超えた場合に、前記使用者の一ステップの前記歩行動作に対して予め設定された補助計画に従い、前記付与部によって補助力を付与する制御を開始する制御部と
    を備え、
    前記付与部は、前記使用者の左足に前記補助力を付与する左用アクチュエータと、前記使用者の右足に前記補助力を付与する右用アクチュエータとを有し、
    前記検出部は、前記使用者の左股関節角度を検出する左用角度センサと、前記使用者の右股関節角度を検出する右用角度センサとを有し、
    前記制御部は、前記左股関節角度および前記右股関節角度の少なくともいずれかが前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータおよび前記右用アクチュエータの少なくともいずれかを駆動し、
    前記制御部は、前記左股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記右用アクチュエータを駆動する第１駆動制御、および前記右股関節角度が前記閾値を超えた場合に、前記補助計画に従って前記左用アクチュエータを駆動する第２駆動制御の少なくともいずれかを実行し、
    前記第１駆動制御で用いられる前記補助計画と前記第２駆動制御で用いられる前記補助計画は、互いに異なる歩行補助装置。

Images