WO2007029419A1

WO2007029419A1 - 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

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Publication number: WO2007029419A1
Application number: PCT/JP2006/313866
Authority: WO
Inventors: Ken Yasuhara
Original assignee: Honda Motor Co., Ltd.
Priority date: 2005-09-02
Filing date: 2006-07-12
Publication date: 2007-03-15
Also published as: CN101242797A; US20090131839A1; KR20080046682A; EP1932499A1; US8287473B2; JP3950149B2; JP2007068580A; CN101242797B; EP1932499B1; EP1932499A4; KR100941115B1

Abstract

　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得る装置等を提供する。本発明の歩行補助装置２００によれば、第１運動振動子（肩関節角速度）ｄφS／ｄｔと、固有角速度ωMが反映された形で相互に引き込み合う第１振動子ｘが生成される。また、第１運動振動子ｄφS／ｄｔと第１振動子ｘとの位相差（第１位相差）δθ1に基づき、新たな固有角速度ωMが設定される。さらに、第２運動振動子（股関節角度）φHに基づき、固有角速度ωMが反映されたリズムで振動する第２振動子ｙが生成される。そして、第２振動子ｙに基づき、補助振動子ｚが生成され、補助振動子ｚに応じて変動する力Ｆがユーザの身体に作用する。

Description

明細書

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

技術分野

[0001] 本発明は、ユーザの運動を補助するための装置、当該装置を制御するシステム、および当該装置に付属するコンピュータに対して当該装置の制御機能を付与するプログラムに関する。

背景技術

[0002] 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（例えば、特開 2003 135543号公報参照)。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（例えば、特開 2004— 073649号公報参照)。発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0003] 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。

[0004] すなわち、異常が生じて、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。

[0005] 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。

[0006] 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、この装置を制御しうるシステムおよび運動補助装置に付属するコンピュータに対してこの装置の制御機能を付与するプログラムを提供することを解決課題とする。課題を解決するための手段

[0007] 前記課題を解決するための本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、ユーザの 2つの異なる身体部分の動きに応じた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、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子を生成する第 1振動子生成手段と、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成手段により生成された第 1振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、運動振動子測定手段により測定された第 2運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成する第 2振動子生成手段と、第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子に基づき、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。

[0008] 本発明の運動補助装置によれば、まずユーザの「第 1運動振動子」に基づいて「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運動振動子は腕等、ユーザの身体部分の動きに応じた運動振動子である。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、固有角速度が反映された自律的なリズムをもって振動する。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力ユーザの第 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振動子力も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歩行リズムが目標リズム力乖離してしまうおそれがある。

[0009] 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力も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運動振動子と第 1振動子との位相差の目標位相差からの偏差を徐々〖こ減少させることができる。

[0010] 続いて、ユーザの「第 2運動振動子」に基づき、当該新たな固有角速度が反映されたリズムで振動する「第 2振動子」が生成される。第 2運動振動子は脚等、第 1運動振動子に応じた身体部分とは異なる身体部分の動きに応じた運動振動子である。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。

[0011] 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、つたようにユーザ (人間）と装置 (機械）との調和 (相互の歩み寄り）が図られる。

[0012] 以上のように、本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。

[0013] また、本発明の運動補助装置は、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た運動振動子を第 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た運動振動子を第 2運動振動子として測定することを特徴とする。

[0014] 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 2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 1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。

[0015] これにより、例えば、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、るため、運動補助装置の力により補助されて、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力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、る身体部分の動きに調和すると、つた相互歩み寄り効果が奏される。

[0016] また、例えば、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つた相互歩み寄り効果が奏される。

[0017] さらに、本発明の運動補助装置は、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た運動振動子を第 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た運動振動子を第 2運動振動子として測定することを特徴とする。

[0018] 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。

[0019] これにより、例えば、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力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つた相互歩み寄り効果が奏される。

[0020] また、例えば、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つた相互歩み寄り効果が奏される。

[0021] また、本発明の運動補助装置は、運動振動子測定手段が、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第 1運動振動子として測定し、かつ、ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第 2運動振動子として測定し、またはユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第 1運動振動子として測定し、かつ、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第 2運動振動子として測定することを特徴とする。

[0022] 本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。

[0023] さらに、本発明の運動補助装置は、第 2振動子生成手段が、第 2運動振動子としての左股関節角度またはその時間微分に基づき、第 1運動振動子としての右肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成し、或いは第 2運動振動子としての右股関節角度またはその時間微分に基づき、第 1運動振動子としての左肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成することを特徴とする。

[0024] 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力も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力もユーザにとって好ま、。

[0025] 本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。

[0026] また、本発明の運動補助装置は、第 1振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第 1要素の関係を表現する第 1モデルにしたがって、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第 1要素の関係を調節しながら、第 1要素の出力として第 1振動子を生成することを特徴とする。

[0027] 本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要素の関係を第 1モデルにおける仮想的な複数の第 1要素間の関係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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第 1振動子が生成されうる。例えば、現実の複数の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。

[0028] さらに、本発明の運動補助装置は、第 2振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第 2要素の関係を表現する第 2モデルにしたがって、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第 2要素の関係を調節しながら、第 2要素の出力として第 2振動子を生成することを特徴とする。

[0029] 本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要素の関係を第 2モデルにおける仮想的な複数の第 2要素間の関係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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第 2振動子が生成されうる。例えば、現実の複数の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。

[0030] また、本発明の運動補助装置は、固有角速度設定手段が、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成手段により生成された第 1振動子との位相差である第 1位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な 2つの振動子の関係を設定した上で、当該 2つの振動子の位相差である第 2位相差を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固有角速度として設定することを特徴とする。

[0031] 本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 i運動振動子と第 i振動子との位相差 (第 i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力も適当な振動子の角速度に相当するものとなる。

[0032] さらに、本発明の運動補助装置は、固有角速度設定手段が、第 1位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な 2つの振動子の関係を表現する相関係数を設定する相関係数設定手段と、相関係数設定手段により設定された相関係数に基づき、第 1 位相差と第 2位相差との差が最小になるように仮想運動振動子の角速度を設定する第 1角速度設定手段と、第 1角速度設定手段により設定された角速度に基づき、第 2 位相差と目標位相差との差が最小になるように仮想補助振動子の角速度を新たな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。

[0033] 本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力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、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。

[0034] また、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子と、固有角速度設定手段により設定された固有角速度に応じて、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動のスケールに応じた第 2運動振動子を、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値に近付ける第 1ポテンシャルとが含まれている第 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。

[0035] 本発明の運動補助装置によれば、「第 1誘導振動子」には、ユーザの運動スケールに応じた第 2運動振動子をその目標値に近付けるための第 1ポテンシャルが含まれている。第 1ポテンシャルは、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力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が生成されることで、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、ュ一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。

[0036] さらに、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第 1ポテンシャルに応じた第 1係数を、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第 1係数と、ユーザの運動スケールに応じた第 2運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、第 2振動子との積が含まれている第 1補助振動子を生成することを特徴とする。

[0037] 本発明の運動補助装置によれば、第 1補助振動子が、第 1ポテンシャルに応じた第 1係数を弾性係数 (パネ係数)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パ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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される、筋肉の収縮状態力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。

[0038] また、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度と、運動振動子測定手段により測定された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第 2ポテンシャルとが含まれている第 2補助振動子を含む補助振動子を生成する。

[0039] 本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第 2ポテンシャルが含まれている。第 2ポテンシャルは、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力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運動振動子の時間微分値に応じて当該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。

[0040] さらに、本発明の運動補助装置は、補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第 2ポテンシャルに応じた第 2係数を、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第 2係数と、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の関数と、第 2振動子との積が含まれて、る第 2補助振動子を生成することを特徴とする。

[0041] 本発明の運動補助装置によれば、第 2補助振動子が、第 2ポテンシャルに応じた第 2係数を減数係数 (ダンバ係数）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バ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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に反映される筋肉の伸展状態力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。

[0042] 前記課題を解決するための本発明の制御システムは、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を制御するシステムであって、ユーザの 2つの異なる身体部分の動きに応じた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、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子を生成する第 1振動子生成手段と、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成手段により生成された第 1振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、運動振動子測定手段により測定された第 2運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成する第 2振動子生成手段と、第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子に基づき、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。

[0043] 本発明の制御システムによれば、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力も適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうるように運動補助装置が制御される。

[0044] 前記課題を解決するための本発明の制御プログラムは、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に付属するコンピュータに対して該装置を制御する機能を付与するプログラムであって、ユーザの 2つの異なる身体部分の動きに応じた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機能と、運動振動子測定機能により測定された第 1運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子を生成する第 1振動子生成機能と、運動振動子測定機能により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成機能により生成された第 1振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定機能と、運動振動子測定機能により測定された第 2運動振動子に基づき、固有角速度設定機能により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成する第 2振動子生成機能と、第 2振動子生成機能により生成された第 2振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成機能とを、運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与することを特徴とする。

[0045] 本発明の制御プログラムによれば、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力も適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうるように運動補助装置を制御する機能が、この運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与される。図面の簡単な説明

[0046] [図 1]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]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

[図 3]第 1位相差の設定方法に関する説明図

圆 4]第 1位相差の設定方法に関する説明図

[図 5]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 6]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]補助振動子生成に関する仮想的なパネおよびダンバの説明図

発明を実施するための最良の形態

[0047] 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。

[0048] 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。

[0049] 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、ァクチユエータ（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。

[0050] 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、ァクチユエータ 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。ノッテリ 208は腰部装具 202に収納されており（例えば、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）、ァクチユエータ 210等に対して電力を供給する。ァクチユエータ 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ヱ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。

[0051] 図 1に示されている制御システムは、腰部装具 202に収納されたノヽードウエ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。

[0052] 制御システムは、運動振動子測定部 110と、第 1振動子生成部 120と、固有角速度設定部 130と、第 2振動子生成部 140と、補助振動子生成部 150とを備えている。各部は、ハードウェアとしての CPU、 ROM, RAM等のメモリ、 lZ〇等と、 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、各部はそれぞれ別個の CPU等により構成されて、てもよく、共通の CPU等により構成されて、てもよヽ。

[0053] 運動振動子測定部 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 (1 φ Zdtを測定する。また、運動振動子測定部 110は、股

S

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 を測

H

定する。

[0054] 第 1振動子生成部 120は運動振動子測定部 110により測定された肩関節角速度（第 1運動振動子) (1 φ Zdtと、固有角速度 ω とに基づき、「第 1モデル」にしたがって

S

第 1振動子 Xを生成する。

[0055] 固有角速度設定部 130は、肩関節角速度 d φ Zdtと、第 1振動子 Xとの位相差 (第 1位相差） δ θ に基づき、新たな固有角速度 ω を設定する。

1

[0056] 第 2振動子生成部 140は、運動振動子測定部 110により測定された股関節角度（第 2運動振動子） φ と、固有角速度設定部 130により設定された新たな固有角速度

Η

ω 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。

[0057] 補助振動子生成部 150は、第 2振動子生成部 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。

[0058] 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!、て図 2を用いて説明する。

[0059] 運動振動子測定部 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) (1φ Zdt=(d<i) /dt, ά Zdt)を測定する（

S SL SR

図 2Zslll)。運動振動子測定部 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 =(φ , )を測定する（図 2Ζ

H HL HR

sll2)。

[0060] さらに、第 1振動子生成部 120が、運動振動子測定部 110により測定された第 1運動振動子 (1φ Zdtと固有角速度 ω =(ω , ω )とに基づき「第 1モデル」にしたが

S ML MR

つて第 1振動子 χ= (χ , χ )を生成する（図 2Zsl20)。第 1モデルは、第 1運動振動し R

子 άφ Zdtに応じて出力が変動する仮想的な左右の脚体等、仮想的な複数の第 1

S

要素の関係を、次式（1)で表されるファン.デル.ポル (_van der Pol)方程式によつて表現するものである。

[0061] (d²x Zdt²)

+ g(x -x )+K(d0 Zdt),

し R Sし

(d²x /dt²)

+g(x -χ )+Κ(ά Zdt) ·'(1)

R し SR

ここで「」は第 1振動子 χおよびその 1回時間微分 (dxZdt)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」は第 1モデルにおける仮想的な左右の上肢 (腕）（第 1要素)の相関関係を表す第 1相関係数である。第 1相関係数 gは第 1運動振動子 (1φ Zdtのスケール (振幅)およびリズム (周波

S

数）、第 2運動振動子 φ のスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一

H

部または全部に基づいて設定されうる。「κ」はフィードバック係数である。なお固有角速度 ω 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。

[0062] 第 1振動子 χ= (χ , χ )

し Rはルンゲ 'タッタ法により決定 Ζ生成される。第 1振動子 Xの成分 Xおよび X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。こし R

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 d φ

S

Zdtのリズムと調和しながらも「固有角速度」 ω が反映された自律的なリズムをもって時間変化に応じて振動するという性質がある。

[0063] 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ぐ第 1運動振動子 (1φ Zdtと

S

相互引き込み効果によって振動子が生成されうるあらゆる方程式によって表現されてちょい。

[0064] また、固有角速度設定部 130が、運動振動子測定部 110により測定された第 1運動振動子 (1φ Zdtと、第 1振動子生成部 120により生成された第 1振動子 Xとに基づ

S

き新たな固有角速度 ω を設定する（図 2Zsl30)。

[0065] 具体的には、左右各成分について第 1運動振動子 d φ Zdtと、第 1振動子 Xとの位

S

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 δ Θ として設定される（図 2Zsl31)。

1

[0066] δ θ = J dt- δ θ (άφ Zdt, χ)，

1 s

δ θ (άφ Zdt, χ)

s

≡ sgn (χ) { sgn (ά / dt)― sgn (dxZ dt) }，

s

sgn(0)

≡-1(θ <0), 0(θ =0), 1(θ >0) --(2.1)

式（2.1)で定義されている δ 0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 (1φ Zdt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。

[0067] 時間（t , 1;)では（(1() Zdt, X, dx/dt) = (-, +, +)なので δ 0は「一 2」となる

0 1 S

。また、時間（t , 1;)では（(1() Zdt, X, dx/dt) = ( + , +, +)なので δ Θは「0」と

1 2 S

なる。さらに、時間（t , t )では（(1φ Zdt, x, dx/dt) = ( + , +, ―)なので δ 0は

2 3 S

「2」となる。また、時間（t , t )では（(1φ Zdt, x, dx/dt) = ( + ,—，一）なので δ

3 4 S

Θは「ー2」となる。さらに、時間（t , t )では（(1φ Zdt, x, dx/dt) = (-, -,一）な

4 5 S

ので δ Θは「0」となる。また、時間（t , t )では（(1φ Zdt, x, dx/dt) = (-, -, +

5 6 S

)なので δ Θは「2」となる。

[0068] 第 1振動子 Xの 1周期 [t , t ]において、 δ 0が「 + 2」である累計時間（= (t — t )

0 6 3 2

+ (t— t))の総和が、 δ 0力 S「一 2」である累計時間（=(t -t) + (t— t))より大き

6 5 1 0 4 3 くなつている。したがって、この場合、式（2)のように δ Θの時間積分で表現される第 1位相差 δ Θ は、 δ 0力 S「 + 2」である累計時間が、 δ 0カ^ー 2」である累計時間より

1

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 (1φ Zdt

S

の位相力第 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、る。

[0069] なお、図 4に示されているように（(1φ Zdt, ά²φ /dt²) = (0, +)となる時点（··， t

S S i

, t , · ·)と、（x, dx/dt) = (0, +)となる時点との時間差に応じて第 1位相差 δ Θ d id+1

(= θ - θ

1 Η )が設定されてもよい。

[0070] 次に、過去 3歩行周期にわたって第 1位相差 δ Θ が一定であったことを要件として

1

、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 と仮想補助振動子 Θ h m との位相差 0 — Θ 力第 2位相差 δ Θ として設定される。（図 2Zsl32)。

h m 2

[0071] (άθ άί) = ω + ε ·5ίη(θ - θ ) · · (2. 2)

h h m h

(άθ /dt) = ω + ε -sin(0 - θ ) · · (2. 3)

m m h m

δ Θ =arcsin[(_W -ω )/2 ε ] · · (2.4)

2 h m

ここで、 εは仮想モデルにおける仮想運動振動子 Θ および仮想補助振動子 Θ の h m 相関係数である。また、 ω

hは仮想運動振動子 0

hの角速度であり、 ω

mは仮想補助振動子 0 の角速度である。 [0072] 続いて、第 1位相差 δ Θ と、第 2位相差 δ Θ との差 δ Θ — δ Θ が最小になるよう

1 2 1 2

に相関係数 εが設定される（図 2Zsl33)。具体的には次式（2. 5)にしたがって、左右各成分について、 (d φ Zdt, d² φ Zdt²) = (0, +)となる時刻（· ·， t , t , t

S S id-1 id id+1

, ··) (図 4参照）における相関係数 εが逐次設定される。

[0073] ε (t ) = ε (t ) - r? {V(t )~V(t )}

id+1 id id+1 id

/{ e (t )- e (t )},

id id-1

V(t )≡(l/2){ δ Θ (t δ Θ (t )}² --(2. 5)

id+1 1 id+1 2 id

ここで、 η =(η , η )の各成分は、第 1位相差 δ Θ の左右各成分と、第 2位相差し R 1

δ Θ の左右各成分とを近づけるポテンシャル V= (V , V )の安定性を表す係数で

2 L R

ある。

[0074] 次に、相関係数 εに基づき、仮想補助振動子 0 の固有角速度 ω が一定であると m m

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 δ Θ — δ Θ の各

1 2 成分が最小となるように仮想運動振動子 0 の

h 角速度 ω

hが次式（2. 6)にしたがって設定される（図 2Zsl34)。

[0075] ω (t )

h id

=-a idf ([4s (t )²— (t) co (t )}²]¹²

id h m id

X sin[arcsin{ ( ω (t)— ω (t ))

h m id - 1

/2ε (t )} Θ (t )]) ·'(2.6)

id H id

ここで、 a = ,

し R )の各成分は系の安定性を表す係数である。

[0076] 続いて、左右各成分について、仮想運動振動子 0 の角速度 ωに基づき、仮想補

H h

助振動子 0 の角速度 ω 力新たな固有角速度 ω として設定される（図 2Zsl35) m m

。具体的には、左右各成分について、第 2位相差 δ Θ が目標位相差 δ Θ に近づく

2 0 ように、次式（2. 7)にしたがって仮想補助振動子 0 の角速度 ω =(ω , ω )が m m mL mR 設定される。

[0077] ω (t )

m id

=β Jdf ([4_£ (t )²— (t )-ω (t)}²)

id h id m

Xsin[arcsin{( o (t )— ω (t))/2 ε (t ) }

h id m id

δ Θ ]) - - (2. 7) ここで、 β =(β , β )の各成分は系の安定性を表す係数である。

し R

[0078] 続いて、第 2振動子生成部 140が、運動振動子測定部 110により測定された第 2運動振動子 (股関節角度） φ と、固有角速度設定部 130により設定された新たな固有

Η

角速度 ω とに基づき、「第 2モデル」にしたがって第 2振動子 y=(y , y , y , y )

L+ L- R+ R- を生成する（図 2Zsl40)。第 2モデルは、第 2運動振動子 φ に応じて出力が変動

H

する仮想的な複数の神経要素等、仮想的な複数の第 2要素の関係を表現するものである。より具体的には、第 2モデルは、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一、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=L + , L一， 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とを含む、次の連立微分方程式 (3)によつて表現される。

[0079] τ -du /dt

u 十 w v - w y

L+ L+/L- L- L+/R+ R+

-λ v f (ω )+f (ω )Κ( ),

L L+ 1 L 2 ML HL

'du /dt

u 十 w y -

L- L-/L+ L+ L-/R-'

-λ v - (co )+f (ω )Κ( ),

L L- ML 2 ML HL

•du /dt

— u 十 w y 十 w y

R+ R+/L+ L+ R+/R- R-

-λ v +f (ω )+f (ω )Κ( ),

R R+ 1 R 2 MR HR

'du /dt

u 十 w y ― — w y

R- R-/L- L- R-/R+ R+

-λ v +f (ω )+f (ω )Κ( ),

R R- 1 R 2 MR HR

τ ，dv/ dt=— v+y，

2i i i i

y =max(0, u) · · (3)

ここで、 τ は状態変数 uの変化特性を規定する時定数であり、左右各成分につい

li i

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 への依存性を有する [0080] τ ≡t(co )/ω - γ (i = L + , L— ) ,または

li ML ML L

t(co )/ω - y (i=R + , R—） · ·（3. 1)

MR MR R

t(co)は ω依存性を有する係数である。 y = (y , y )は定数である。

し R

[0081] また、 τ は自己抑制因子 Vの変化特性を規定する時定数である。また、 w «0)

2i i i/j は仮想的な複数の第 2要素 (神経要素) iおよび jの関係を表す第 2相関係数 (定数）である。第 2相関係数 wは、第 1運動振動子 (肩関節角速度) (1φ Zdtのスケール（

i/j S

振幅)およびリズム (周波数)、第 2運動振動子 (股関節角度） φ のスケールおよびリ

H

ズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定されうる。「え」しおよび「え」は慣れ係数である。 Kは股関節角度 φ に応じたフィードバック係数であ

R H

る。

[0082] 「f」および「f」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。

1 2

[0083] f (_ω)≡ο· ω (ο>0) · · (3· 2)

1

f \ω)≡c +c ω +c ω * * (3. 3)

2 0 1 2

固有角速度 ω の関数である f (ω )および f (ω )の係数 c, c , c , cは、第 1運

1 2 0 1 2

動振動子 (肩関節角速度) (1φ

S Zdt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のスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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。

[0084] 次に、補助振動子生成部 150が、第 2振動子生成部 140により生成された第 2振動子 yに基づき、補助振動子 zを生成する（図 2Zsl50)。具体的には、次式 (4)にした力て補助振動子 zが生成される。

[0085] z = py -py ,

L + L+ - L- z =— p y +p y · · (4)

R + R+ - R- ここで、 _P+および p—は活性化係数を表して、る。

[0086] そして、補助振動子生成部 150により生成された補助振動子 zに応じた電流 1= (I し

, I )がバッテリ 208から左右のァクチユエータ 210にそれぞれ供給され、ァクチユエ

R

ータ 210の動力に応じた力 F=(F , F )がユーザの大腿部に作用する。

し R

[0087] 以後、前記処理（図 2Zslll, si 12, · ·, sl50)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。

[0088] 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、まずユーザの第 1運動振動子 (肩関節角速度) (1 φ Zdtに基づき、第 1振動子 X

S

が生成される（図 2Zsl20)。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 (1 φ Zdtのリズ

S

ムと調和しながら、固有角速度 ω が反映された自律的なリズムをもって振動する。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 (1 φ Zdt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

S

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リズムから乖離してしまうおそれがある。

[0089] そこで、新たな固有角速度 ω 力ユーザの第 1運動振動子 (1 φ Zdtと第 1振動子

S

Xとの位相差である第 1位相差 δ Θ に応じて設定される（図 2Zsl30)。これにより、

1

新たな固有角速度 ω は、第 1運動振動子 (1 φ Zdtにより特定されるユーザの運動リ

S

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力も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 が反映された形での新たな第 1振動子 Xの生成（図

2Zsl20)が繰り返されることにより、第 1運動振動子 (1 φ Zdtのリズムと第 1振動子 X

S

のリズムとの調和を図りながら、第 1運動振動子 (1 φ Zdtと第 1振動子 Xとの位相差（

S

第 1位相差） δ Θ の目標位相差 δ Θ 力の偏差を徐々に減少させることができる。

1 0

[0090] 続いて、ユーザの第 2運動振動子 (股関節角度） φ に基づき、当該新たな固有角

Η

速度 ω が反映されたリズム (このリズムは第 2要素 iの時定数 τ により特定される。）

li

で振動する第 2振動子 yが生成される（図 2Zsl40)。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 2Zs 150)。

[0091] 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) (1 φ Zdtおよび第 2運動振動子 (股関節角度） φ 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

H

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。

[0092] 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力適当なリズムをもってユーザの運動が補助されうる。

[0093] 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）によつて支配されつつも、上肢の動きが下肢の動きに調和するといつた相互歩み寄り効果が奏される。

[0094] 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）によつて支配されつつも、下肢の動きが上肢の動きに調和するといつた相互歩み寄り効果が奏される。

[0095] また、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の定性的関係を第 1モデルにおける仮想的な複数の第 1要素の関係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 (1 φ Zdtおよび第 2運動振動子 φ のそれぞれ

S H

のスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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 (1 φ Zdtや第 2運動振動子 φ のリズム等

S H

に反映されている現実の複数の要素間の関係に鑑みて適当な第 1振動子 Xが生成されうる（図 2Zsl20)。例えば、現実の複数の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。

[0096] さらに、ユーザの実際の運動に関係する現実の複数の要素の関係を第 2モデルにおける仮想的な複数の第 2要素の関係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要素の関係 (第 2相関係数 w )が、ユーザの上肢および下肢のそ

i/j

れぞれの動きに応じた第 1運動振動子 (1 φ Zdtおよび第 2運動振動子 φ のそれぞ

S H

れのスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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 (1 φ Zdtおよび第 2運動振動子 φ のそ

S H

れぞれのリズム等に反映されている現実の複数の要素の関係に鑑みて適当な第 2振動子 yが生成されうる（図 2Zsl40)。例えば、現実の複数の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。

[0097] 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) (1 φ Zdtが反映された形で、異常が生じて運動機能が低下

S

して、る左右の下肢の動きが補助されて、る状態で行われた。

[0098] 図 5は、第 2運動振動子 (股関節角度） φ と、補助振動子 zとの位相差の時間変化

H

の様子を示す。当該位相差が、目標位相差 δ Θ にほぼ一致している。これは、歩行

0

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 δ Θ に応じた調和という観点力適切なリズムに設定されている

0

ことを意味している。

[0099] 図 6は、第 2運動振動子 φ と、補助振動子 ζとのそれぞれの周期を示している。両

Η

振動子の周期が、ともに第 1運動振動子 (1 φ Zdtの周期に応じた目標周期 Τにほぼ

S 0 一致している。これは、第 1運動振動子 (1 φ Zdtに反映される上肢の運動リズムと、

S

第 2運動振動子 φ 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力適切なリズムで、ユーザの下肢 (特に大腿部）の動きが補助されて、ることを意味して、る。

[0100] 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 d φ

S Zdtが測定され (図 2Zslll)、かつ、第 2運動振動子として股関節角度 φ が測定された (図

H 2Zs

112)。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。

[0101] 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 のリズムと、歩行補助装置

H 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) d Φ Zdt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

S

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。

[0102] 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）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）との両方が反映された形で補助振動子が生成される。

[0103] これにより、例えば、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 20 0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力正常な身体部分の動きに調和するといつた相互歩み寄り効果が奏される。 [0104] また、例えば、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 V、るものの、歩行補助装置 200の力 Fにより補助されて、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力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力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ヽつた相互歩み寄り効果が奏される。

[0105] 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、ュ一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。

[0106] 測定対象となる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。

[0107] 前記実施形態では、左肩関節角速度 (1 φ Zdtに基づく固有角速度 ω が左側の

SL ML

第 2要素 L + , L—の出力である第 2振動子 y , y のリズムを特定する時定数 τ ,

L+ し - 1L+ τ に反映され、かつ、右肩関節角速度 (1 φ Zdtに基づく固有角速度 ω が右側

1L- SR MR の第 2要素 R+ , R—の出力である第 2振動子 y , y のリズムを特定する時定数 τ

R+ R- 1R+

, τ に反映されている第 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

1R-

. 1) (3. 2)参照)。これとは別の実施形態として、右肩関節角速度 (1 φ Zdtに基づ

SR

く固有角速度 ω が左側の第 2要素 L + , L—の出力である第 2振動子 y , y の時

MR L+ L- 定数 τ , τ に反映され、かつ、左肩関節角速度 (1 φ Zdtに基づく固有角速度

1L+ 1L- SL

ω が右側の第 2要素 R+ , R—の出力である第 2振動子 y , y の時定数 τ , τ

ML R+ R- 1R+ 1R —に反映されて、る第 2モデルにしたがって第 2振動子 yが生成されてもょ、。

[0108] 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力も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力もユーザにとって好ま、。

[0109] 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。

[0110] 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。

[0111] すなわち、まず、次式 (5)にしたがって第 1補助振動子 zが生成される。

1

[0112] z =g (ω )g (φ )y g (ω )g (φ )y ，

1L 1+ ML + HL L+ 1 - L - HL L- z =g (ω )g (φ )y — g (ω )g (φ )y · · (5)

1R 1+ MR + HR R+ ト MR - HR R- ここで「g 」「g 」「₈」ぉょび「₈」は次式（5. 1)〜（5.4)のそれぞれによって定義さ

1+ 1- + - れる関数である。

[0113] g (ω)≡∑ a ω" (a ：係数， k=0〜3) · · (5. 1)

1+ k k+ k+

g (ω)≡∑ a co^k (a ：係数， k=0〜3) · · (5. 2)

(c , c ：係数， φ ：屈曲方向の股関節角度 φ の目標値） ·'（5. 3)

1+ 2+ 0+ Η

g (0)≡c (φ— φ )+c (φ-φ )³

- 1- 0- 2- 0-

(c , c ：係数， φ ：伸展方向の股関節角度 Φ の目標値） ·'（5.4)

1- 2- 0- Η

第 1補助振動子 ζは、第 1係数 g および g をそれぞれパネ係数 (弾性係数)とする、図 6に示されている 2つの仮想的なパネ G および G による弾性力として把握され

1+ 1- る。第 1係数 g

1+および g

1-は、固有角速度 ω に応じて股関節角度 (ユーザの運動スケールに応じた第 2運動振動子） φ を、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値 φ

Η

( >0)および φ (< 0)に近付ける第 1ポテンシャル (仮想的なパネ（弾性要素）の

0+ 0- ポテンシャル)のグラディエントを特定するものである（式（5. 1) (5. 2)参照)。すなわち、第 1補助振動子 ζは、第 1ポテンシャルに応じた第 1係数 g , g を弾性係数 (バ

1 1+ 1- ネ係数)とし、かつ、股関節角度 Φ の値を目標値 φ , Φ に復元させる仮想的なバ

H 0+ 0- 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。

[0114] 一方の仮想的なパネ G による弾性力は、そのパネ係数 g に応じて股関節角度 φ

1+ 1+ H をこの目標値 Φ 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

0+

ち、股関節角度 Φ

Hが目標値 Φ

0+未満である場合、パネ 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、股関節角度 φ が目標値 φ を超えた場合、パネ G による弾性力が、股関節角

H 0+ 1+

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。

[0115] また、他方の仮想的なパネ G による弾性力は、そのパネ係数 g に応じて股関節角

1- 1 - 度 φ をこの目標値 φ に近付けるようにユーザの大腿部に作用する（式 (5)参照)。

H 0- 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、パネ 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 が目標値 φ を下回った場合、パネ G による弾性力が、

H 0- 1- 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。

[0116] また、次式 (6)にしたがって第 2補助振動子 zが生成される。

2

[0117] z = -g ( ω ) (ά /dt) H ( )y

2L 2+ ML HL + HL L+

+ g ( ω ) (ά /dt) H ( )y ,

2- ML HL - HL L- z = -g ( ω ) (ά φ /dt) H ( φ )y

2R 2+ MR HR + HR R+

+g ( ω ) (ά /dt) H ( φ )y · ' (6)

2- MR HR HR R- ここで「g 」「g 」「11」ぉょび「11」は次式（6. 1)〜（6. 4)のそれぞれによって定義

2+ 2- + - される関数である。

[0118] g ( ω )≡∑ b co^k (b ：係数， k=0〜3) · · (6. 1)

2+ k k+ k+

g ( ω )≡∑ b co^k (b ：係数， k=0〜3)— (6. 2)

2- k k- k-

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 zは、第 2係数 g および g をそれぞれダンバ係数 (減衰係数)とす

2 2+ 2- る、図 4に示されている 2つの仮想的なダンバ G および G によりユーザの左右の大

2+ 2- 腿部に作用する減衰力として把握される。第 2係数 g および g は、固有角速度 ω

2+ 2- に応じて股関節角度 (ユーザの運動スケールに応じた第 2運動振動子） φ の絶対値

Η

の増大を抑制する第 2ポテンシャル (仮想的なダンバ (減衰要素）のポテンシャル)のグラディエントを特定するものである（式 (6. 1) (6. 2)参照)。すなわち、第 2補助振動子 ζは、第 2ポテンシャルに応じた第 2係数 g , g を減数係数 (ダンバ係数）とし、

2 2+ 2- 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 ) ά φ Zdtに応じて、股関節角度 φ の絶対値の増大を抑制する仮想的なダンバ等

H H

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。

[0119] 一方の仮想的なダンバ G による減衰力は、そのダンバ係数 g と、股関節角速度

2+ 2+ d

Φ Zdtとに応じて、前側 (屈曲側)への股関節角度 φ の絶対値の増大を抑制する

H H

ようにユーザの大腿部に作用する（式 (6)参照)。すなわち、仮想的なダンバ G によ

2+ 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。

[0120] また、他方の仮想的なダンバ G による弾性力は、そのダンバ係数 g と、股関節角

2- 2- 速度 (1 φ Zdtとに応じて、後側 (伸展側)への股関節角度 φ の絶対値の増大を抑

H H

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、仮想的なダンバ G 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

2+ 大腿部に作用する。

[0121] また、第 2補助振動子 zには、股関節角度 φ の関数としての階段関数 H , Hが含

2 H + まれている。したがって、 2つの仮想的なダンバ G および G のそれぞれの減衰力が

2+ 2- 相殺される事態が回避される。

[0122] そして、補助振動子生成部 150により生成された第 1補助振動子 zと、第 2補助振

1

動子 Zとが合成されることで補助振動子 Z ( = Z + Z )が生成される。

2 1 2

[0123] 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。

[0124] 第 1補助振動子 zに含まれている第 1係数 g , g は、ユーザの股関節角度 φ をそ

1 1+ 1- Η の目標値 φ , φ に近付けるための第 1ポテンシャル (仮想的な弾性要素のポテン

0+ 0- シャル）に応じたものである。第 1係数 g , g は固有角速度 ω (=仮想補助振動子

1+ 1-

Θ の角速度 ω )に応じたものである（式（5. 1) (5. 2)参照)。固有角速度 ω は前 m m

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。

[0125] さらに、第 2補助振動子 zに含まれている第 2係数 g , g は、ユーザの股関節角度

2 2+ 2-

Φ の絶対値の増大を抑制する第 2ポテンシャル (仮想的な減衰要素のポテンシャル

H

)に応じたものである。第 2係数 g , g は固有角速度 ω に応じたものである（式 (6.

2+ 2-

1) (6. 2)参照)。固有角速度 ω 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力適当な振動子の角速度に相当する。

[0126] したがって、固有角速度 ω に応じた第 1係数 g ( ω ) , g ( ω )が反映された形で

1+ 1- 第 1補助振動子 ζが生成され、かつ、固有角速度 ω に応じた第 2係数 g ( ω ) , g

1 2+ 2-

( ω )が反映された形で第 2補助振動子 zが生成されることで、ユーザの運動リズムと

2

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。

[0127] 股関節角度 φ の目標値 φ および φ は、歩行補助装置 200に設けられている設

H 0+ 0- 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 を含む脚体の姿勢の幾何学的条件にしたがって設

Η

定されてもよい。

[0128] また、固有角速度 ω の関数である第 1係数 g ( ω )および g ( ω )のそれぞれに

1+ 1- 含まれる係数 a および a 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 k+ k- ケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係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。

[0129] さらに、固有角速度 ω の関数である第 2係数 g ( ω )および g ( ω )のそれぞれ

2+ 2- に含まれる係数 b および b は、第 1運動振動子および第 2運動振動子のそれぞれ k+ k- のスケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係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、並びにこれらの相関関係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。

[0130] 本発明の他の実施形態としての歩行補助装置 200の制御システム力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部と、状態測定部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 δ Θ を設定する目標位相差設定部とをさらに備えていてもよい。ュ

0

一ザの「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。

[0131] 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) d

Φ Zdt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 δ Θ

S

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力適当なリズムでユーザの運動が補助 (補助)される。

[0132] ユーザの歩行状態 (運動状態）は、例えば、次のような手順で測定される。

[0133] 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、運動振動子測定部 110により測定された股関節角度 φ を含む n個の運動振動子によ

H

つて 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 (1 φ Zdtや、膝

H

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ょ、。

Claims

請求の範囲

[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ュ一ザの運動を補助するための装置であって、

ユーザの 2つの異なる身体部分の動きに応じた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、

運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子を生成する第 1振動子生成手段と、

運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成手段により生成された第 1振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定手段と、

運動振動子測定手段により測定された第 2運動振動子に基づき、固有角速度設定手段により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成する第 2振動子生成手段と、

第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子に基づき、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] 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た運動振動子を第 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た運動振動子を第 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] 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た運動振動子を第 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た運動振動子を第 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] 運動振動子測定手段が、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第 1運動振動子として測定し、かつ、ユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第 2運動振動子として測定し、またはユーザの下肢の関節角度若しくはその時間微分を第 1運動振動子として測定し、かつ、ユーザの上肢の関節角度若しくはその時間微分を第 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。

[5] 第 2振動子生成手段が、第 2運動振動子としての左股関節角度またはその時間微分に基づき、第 1運動振動子としての右肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成し、或いは、第 2運動振動子としての右股関節角度またはその時間微分に基づき、第 1運動振動子としての左肩関節角度またはその時間微分に基づく固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成することを特徴とする請求項 1記載の運動補助装置。

[6] 第 1振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第 1 要素の関係を表現する第 1モデルにしたがって、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第 1要素の関係を調節しながら、第 1要素の出力として第 1振動子を生成することを特徴とする請求項 1記載の運動補助装置。

[7] 第 2振動子生成手段が、運動振動子に応じて出力が変動する仮想的な複数の第 2 要素の関係を表現する第 2モデルにしたがって、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて複数の第 2要素の関係を調節しながら、第 2要素の出力として第 2振動子を生成することを特徴とする請求項 1記載の運動補助装置。

[8] 固有角速度設定手段が、運動振動子測定手段により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成手段により生成された第 1振動子との位相差である第 1位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な 2つの振動子の関係を設定した上で、当該 2つの振動子の位相差である第 2位相差を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固有角速度として設定することを特徴とする請求項 1記載の運動補助装置。

[9] 固有角速度設定手段が、第 1位相差に基づき、仮想モデルにおける仮想的な 2つの振動子の関係を表現する相関係数を設定する相関係数設定手段と、相関係数設定手段により設定された相関係数に基づき、第 1位相差と第 2位相差との差が最小になるように仮想運動振動子の角速度を設定する第 1角速度設定手段と、第 1角速度設定手段により設定された角速度に基づき、第 2位相差と目標位相差との差が最小になるように仮想補助振動子の角速度を新たな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 8記載の運動補助装置

[10] 補助振動子生成手段が、第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子と、固有角速度設定手段により設定された固有角速度に応じて、運動振動子測定手段により測定されたユーザの運動のスケールに応じた第 2運動振動子を、ユーザの目標運動スケールに応じた目標値に近付ける第 1ポテンシャルとが含まれている第 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記載の運動補助装置。

[11] 補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第 1ポテンシャルに応じた第 1係数を、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第 1係数と、ユーザの運動スケールに応じた第 2運動振動子の値および目標値の偏差の関数と、第 2振動子との積が含まれている第 1補助振動子を生成することを特徴とする請求項 10記載の運動補助装置。

[12] 補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度と、運動振動子測定手段により測定された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第 2ポテンシャルとが含まれている第 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 1記載の運動補助装置。

[13] 補助振動子生成手段が、固有角速度設定手段により設定された固有角速度の関数として第 2ポテンシャルに応じた第 2係数を、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スケールおよびリズム、並びにこれらの相関関係のうち一部または全部に基づいて設定しながら、第 2係数と、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の関数と、第 2振動子との積が含まれている第 2補助振動子を生成することを特徴とする請求項 12記載の運動補助装置。

[14] 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ュ一ザの運動を補助するための装置を制御するシステムであって、

第 2振動子生成手段により生成された第 2振動子に基づき、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制御システム。

[15] 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ュ一ザの運動を補助するための装置に付属するコンピュータに対して該装置を制御する機能を付与するプログラムであって、

ユーザの 2つの異なる身体部分の動きに応じた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機能と、

運動振動子測定機能により測定された第 1運動振動子と、固有角速度が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子を生成する第 1振動子生成機能と、

運動振動子測定機能により測定された第 1運動振動子と第 1振動子生成機能により生成された第 1振動子との位相差に基づき、新たな固有角速度を設定する固有角速度設定機能と、

運動振動子測定機能により測定された第 2運動振動子に基づき、固有角速度設定機能により設定された固有角速度が反映されたリズムで振動する第 2振動子を生成する第 2振動子生成機能と、

第 2振動子生成機能により生成された第 2振動子に基づき、補助振動子を生成する補助振動子生成機能とを、運動補助装置に付属するコンピュータに対して付与することを特徴とする制御プログラム。