WO2004017890A1

WO2004017890A1 - 歩行補助装置の制御システム

Info

Publication number: WO2004017890A1
Application number: PCT/JP2003/009918
Authority: WO
Inventors: Ken Yasuhara; Yoshihiro Miyake
Original assignee: Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha
Priority date: 2002-08-21
Filing date: 2003-08-05
Publication date: 2004-03-04
Also published as: JP2004073649A; EP1547567A4; WO2004017890A8; EP1547567A1; US7880552B2; US20050177080A1; AU2003254807A1; DE60330692D1; EP1547567B1; JP3930399B2

Description

明細書歩行補助装置の制御システム技術分野

本発明は、歩行補助装置の制御システムに関する。背景技術

歩行者に対して脚体関節（股関節、膝関節、足関節）回りのトルクを付与することでその歩行を補助する装置が知られている。

歩行補助装置において、歩行補助リズム（歩行者へのトルク付与リズム）が予めプログラムされている場合、歩行者はそのプログラムされた歩行補助リズムに従った歩行リズムを強制される。このため、歩行者が歩行リズムを速めたいにも関わらず歩行補助リズムが遅ければゆつくりと歩行せざるを得ない。また、歩行者が歩行リズムを遅らせたいにもかかわらず歩行補助リズムが速ければ速く歩行せざるを得ない。従って、歩行者が意思にそぐわない歩行を強制されているとの不快感を抱く可能性が高い。

一方、歩行補助リズムを歩行者の歩行リズムに完全に追従させる場合歩行者はその意思に従った歩行リズムで歩行することが可能となる。即ち、歩行者が歩行リズムを速めようとして脚体の動きを速めたとき. 歩行補助リズムがこの脚体の動きの変化に追従して速く制御されれば、歩行者はその意思通りに速く歩行することができる。また、歩行者が歩行リズムを遅らせようとして脚体の動きを遅らせたとき、歩行補助リズムがこの脚体の動きの変化に追従して遅く制御されれば、歩行者はその意思通りにゆっくりと歩行することができる。しかし、歩行補助装置を装着している歩行者にとっては、歩行補助装置を利用しているからにはその歩行が補助されているとの感覚が得られることも重要である。従って、歩行者の完全主導による歩行補助では歩行者がその意図通りのリズムで歩行することができても、かかる感覚の薄れにより歩行補助装置を用いた歩行に違和感を覚えるおそれがある。

また、歩行者が自ら生み出す歩行リズムが急激に変化した場合や、通常の歩行に鑑みて不自然であるような場合、その歩行リズムに従った歩行が助成されてしまい、歩行者の心身負担が増大するおそれがある。そこで、本発明は歩行者の歩行リズムの変化に追従しながらも、自律性を持った歩行補助リズムを制御し得るシステムを提供することを解決課題とする。発明の開示

前記課題を解決するための本発明の歩行補助装置の制御システムは、歩行補助装置により歩行が補助されている歩行者の歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と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、第 1振動子と歩行振動子との第 1位相差と、目標位相差との偏差に基づいて新たな固有角速度を決定する決定手段と、決定手段により決定された固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合い、第 1位相差よりも目標位相差に近い第 2位相差を歩行振動子に対して有する第 2振動子を生成する第 2振動子生成手段と、第 2振動子と、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子とに基づき、歩行補助装置の歩行補助振動子を生成する歩行補助振動子生成手段とを備えていることを特徵とする。 .

3 本発明によれば、歩行リズムが反映された歩行振動子に対し、歩行補助の観点から適切な位相差を持った振動子を生成した上で、当該振動子に基づいて歩行補助振動子を生成することで歩行補助リズムの最適化を図ることができる。

なお、本発明において用いられる「振動子」とは、あるリズム（角速度）で振動（時間変化）する現実的な又は仮想的なパラメ一夕を意味する。例えば「歩行振動子」とは、歩行リズムが反映されたリズムで振動する歩行者の脚体関節角度や脚体関節角速度等を意味する。また「歩行補助振動子」とは、歩行補助リズムが反映されたリズムをもって振動する歩行者への脚体関節回りの付与トルク等を意味する。

詳細にはまず、 ① 「固有角速度」が反映された形で歩行振動子と相互に引き込み合う「第 1振動子」が生成される。第 1振動子は「相互引き込み」の効果により歩行振動子のリズムと調和しながらも「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。

但し、第 1振動子は歩行振動子のリズムと調和するものの、歩行振動子に対する第 1位相差が歩行補助に適切な位相差であるとは限らない。このため、第 1振動子に基づき歩行補助振動子が決定されると歩行リズムと歩行補助リズムとが歩行補助に不適切な位相差（〜第 1位相差）を持ち、歩行補助を伴う歩行が不適切となるおそれがある。従って、第 1 振動子に基づき、歩行振動子に対して歩行補助に適切な位相差を有する新たな振動子が生成される必要がある。

そこで、 ②新たな「固有角速度」が決定され上で、この固有角速度が反映された形で歩行振動子と相互に引き込み合い、第 1位相差よりも「目標位相差」に近い「第 2位相差」を歩行振動子に対して有する「第 2振動子」が生成される。

第 2振動子のリズムは歩行リズム（〜歩行振動子のリズム）に対して「目標位相差」又はこれに近い位相差（〜第 2位相差）を有する。従つて、第 2振動子に基づき歩行補助振動子が決定されれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が目標位相差に近くなる。

そこで、 ③第 2振動子及び歩行振動子に基づき歩行補助振動子が生成される。これにより、歩行リズムと目標位相差を実現し得るように歩行補助振動子が生成される。また、歩行振動子及び歩行リズムに反映される歩行状態に応じたリズムで当該歩行者の歩行が補助され得る。

従って、本発明によれば①歩行者の歩行リズム（〜歩行振動子のリズム）の変化に追従しながらも、 ②この歩行リズムと「目標位相差」を有するような自律性を持ち、且つ、 ③歩行者の歩行状態に応じた円滑な歩行補助が実現されるような歩行補助リズムを実現することができる。

このように、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといつたように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械）との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従って、歩行者に歩行補助装置によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得る。

また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。

さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の歩行状態に応じて変動する目標位相差に近づけられることで、歩行状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することができる。また、本発明は、歩行状態判定手段が歩行者の歩行状態として平地歩行状態と、上昇歩行状態と、下降歩行状態とを判定し、目標位相差決定手段が基本的に平地歩行状態では 0、上昇歩行状態では -、下降歩行状態では +となるように目標位相差を決定することを特徴とする。

本発明によれば、目標位相差が十に決定されることで、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（> 0 ) 又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置を先導する形で歩行し得る。一方、目標位相差が一に決定されることで、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値 ( < 0 ) 又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。

従って、歩行者は負担が比較的小さい「下降歩行状態」では歩行補助装置を先導し、負担が比較的大きい「上昇歩行状態」では歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。なお、目標位相差は歩行状態に応じて 0 . 十、一に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。

また、本発明は、歩行状態判定手段が歩行状態として歩行の緩急を判定し、目標位相差決定手段が基本的に歩行が急であれば一、歩行が緩やかであれば +となるように目標位相差を決定することを特徴とする。

本発明によれば、歩行者は負担が比較的小さい「緩やかな歩行」に際しては歩行補助装置を先導し、負担が比較的大きい「急な歩行」では歩 ^

6 行補助装置に先導される形で歩行し得る。

さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の生理状態を表す判定する生理状態判定手段と、生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の生理状態に応じて変動する目標位相差に近づけられることで、生理状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することができる。

また、本発明は、生理状態判定手段が歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、目標位相差決定手段が基本的に歩行者の疲労度が小さければ十、歩行者の疲労度が大きければ一となるように目標位相差を決定することを特徴とする。

本発明によれば、歩行者はその疲労度が小さい場合は歩行補助装置を先導し、疲労度が大きい場合は歩行補助装置に先導される形で歩行し得る。

さらに本発明は、第 1振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第 1振動子を生成し、第 2振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第 2振動子を生成することを特徴とする。

本発明によれば、仮想的な複数の物体間の相関強度の調節を通じて歩行者の実際の歩行により適合した形で歩行補助振動子が生成されるように第 1及び第 2振動子を生成することができる。

具体的には、仮想的な複数の物体として例えば左右の脚体や同一脚体の複数の関節が想定された場合、交互に前後に動く等の左右の脚体の定性的相関や股関節回りの脚体運動と膝関節回りの脚体運動との周期や位相差等の同一脚体の関節間の定性的相関等が反映された形で「第 1振動子」及び「第 2振動子」ひいては「歩行補助振動子」が生成される。従つて、生成された歩行補助振動子に応じた歩行補助リズムを当該定性的な相関に基づいた歩行者に適切なリズムに調節することができる。

また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ第 1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第

1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、上記のように仮想的な複数の物体として想定された左右の脚体等の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行者の「歩行状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じ、第 1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、上記のように仮想的な複数の物体として想定された左右の脚体等の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行者の「生理状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

また、本発明は、決定手段が仮想歩行振動子と仮想歩行補助振動子との位相関係を表す内部モデルに従い、第 1振動子と歩行振動子との第 1 位相差よりも、第 2振動子と歩行振動子との第 2位相差を目標位相差に近づける固有角速度を決定することを特徴とする。

さらに本発明は、決定手段が、内部モデルに従い、仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の第 2位相差が第 1位相差に近づくように仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の相関係数を決定する相関係数決定手段と、該相関係数に基づき仮想歩行振動子の角速度を決定する第 1角速度決定手段と、該仮想歩行振動子の角速度に基づき、第 2位相差が目標位相差に近づくように第 2振動子生成に係る固有角速度としての仮想歩行補助振動子の角速度を決定する第 2角速度決定手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、仮想歩行リズム及び仮想歩行補助リズムの位相差 (〜第 2位相差）が第 1位相差よりも「目標位相差」に近づけられ、これにより実際の歩行補助リズムと実際の歩行リズムとの位相差を歩行補助を伴う歩行に適した「目標位相差」に近づけることができる。

また、本発明は、歩行補助振動子生成手段が仮想的な複数の神経素子間の相関が反映された形で、該複数の神経素子の挙動に対応する歩行補助振動子を生成することを特徴とする。 ^

9 本発明によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じて歩行者の実際の歩行により適合した形での歩行補助を実現することがでさる。

また、本発明は、歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第 2相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

さらに本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメータを測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第 2相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、上記のように仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行者の「歩行状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアル夕ィムで実現することができる。

また、本発明は、歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第 2相関調節手段とを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、上記のように仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行者の「生理状態」の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタィムで実現することができる。

さらに本発明は、歩行状態と n個の歩行振動子が n次元空間に描くトレースのパターンとの対応関係を記憶する記憶手段を備え、歩行状態判定手段が記憶手段により記憶されている対応関係と、歩行振動子測定手段により測定される該 n個の歩行振動子が n次元空間に描くトレースのパターンとに基づき歩行状態を判定することを特徴とする。

本発明によれば、歩行状態と n個の歩行振動子が n次元空間に描くトレースとの間の一定関係（本願発明者の得た知見）に基づき、歩行状態を高精度で判定することができる。

また、本発明は、さらに本発明は、第 1及び第 2振動子生成手段が、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子を含むファン · デル · ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って第 1及び第 2 振動子を生成することを特徴とする。

本発明によれば、ファン · デル · ポル方程式に含まれる項の調節を通じ、歩行振動子と第 1及び第 2振動子との相互引き込みを調節することができる。

さらに本発明は、歩行振動子測定手段が第 1振動子、第 2振動子及び歩行補助振動子の生成用の歩行振動子として歩行リズムに対応するリズムで周期的に変動する歩行者の関節角度及び角速度を含む種々の振動子のうち少なくともいずれか 1つを測定することを特徴とする。

本発明によれば、実際の歩行リズムが正確に反映された形で振動する関節角速度及び角度（歩行振動子）に基づいて第 1振動子、第 2振動子及び歩行補助振動子を生成することができる。 ^ ^

1 1 また、本発明は、歩行補助振動子生成手段が歩行補助振動子として、歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、又はトルク及びトルクの変動に対応して歩行者が知覚可能な形態で周期的に変動する振動子を生成することを特徴とする。

本発明によれば、歩行者に対し、その歩行リズムと目標位相差をもつて調和したリズムで脚体関節回りのトルク等を付与することができる。

さらに本発明は、歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の脚体関節角度、脚体関節角速度、脚体関節角加速度、及び脚体の一部の位置のうち少なくともいずれかを測定することを特徴とする。

本発明によれば、歩行状態と密接に関連する脚体関節角速度等に基づいて歩行状態が判定されるので、当該判定精度の向上を図ることができる。図面の簡単な説明

図 1は本発明の制御システムの一実施形態の構成説明図である。図 2は本発明の制御システムの一実施形態の機能説明図である。図 3は 2つの振動子の相関に関する説明図である。

図 4は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 1 ) である。

図 5は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 2 ) である。

図 6は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 3 ) である。

図 7は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 4 ) である。図 8は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 5 ) である。

図 9は本発明の制御システムの一実施形態による歩行補助機能の説明図（その 6 ) である。

図 1 0は本発明の制御システムの他の実施形態の神経振動子モデルの説明図である。発明を実施するための最良の形態

本発明の歩行補助装置の制御システムの実施形態について添付図面を用いて説明する。

以下の説明において変数（丸付き数字を除く。）に付されているダッシュ（'）及びダブルダッシュ（"）はそれぞれ当該変数の時間による 1 回微分及び 2回微分を表す。また、歩行者の脚体等について左右の別を明確にするためパラメ一夕に添字 L 、 Rを付するが、左右を区別する必要がないときは添字 L 、 Rを適宜省略する。

図 1 に示す制御システム 1 0 0の制御対象である歩行補助装置 2 0 0 は、歩行者の腹部及び左右の大腿部に装着されるサポーター 2 0 2 と、サポーター 2 0 2と一体とされた剛体部材 2 0 4と、歩行者の腰部の横にあってサボ一夕一 2 0 2及び剛体部材 2 0 4を介して歩行者に股関節回りのトルクを付与するァクチユエ一夕 2 1 0と、左右の股関節角度に応じた信号を出力する角度センサ 2 2 0 と、歩行者の背中に担がれたバックパック 2 3 0に内蔵され、ァクチユエ一夕 2 1 0等の電源となる電池 2 4 0とを備えている。

制御ュニット 1 0 0はバックパック 2 3 0に内蔵された C P U (演算処理ユニット）、 R O M , R A M等の記憶装置（図示略）により構成されている。また、制御ュニット 1 0 0は歩行振動子測定ュニット 1 1 0 _ _

1 3 と、第 1振動子生成ユニット 1 2 0と、第 1位相差測定ユニット 1 3 0 と、歩行状態判定ュニット 1 4 0 と、目標位相差決定ュニット 1 5 0と. 決定ユニット 1 6 0と、第 2振動子生成ュニッ卜 1 7 0と、神経振動子生成ュニッ卜 1 8 0と、歩行補助振動子生成ュニット 1 9 0とを備えている。

歩行振動子測定ュニット 1 1 0は股関節角速度測定ュニット 1 1 2と股関節角度測定ュニット 1 1 4とを備えている。股関節角速度測定ュニット 1 1 2は角度センサ 2 2 0の出力に基づいて股関節角速度 Φ Η ' を測定する。股関節角度測定ュニット 1 1 4は角度センサ 2 2 0の出力に基づいて股関節角度 Φ Η を測定する。

第 1振動子生成ュニット 1 2 0は股関節角速度測定ユニット 1 1 2により測定された角速度 ω_Η で変化する股関節角速度 Φ Η ' と、固有角速度 ω_Μ が反映された形で相互に引き込み合う第 1振動子（後述） X を生成する。第 1振動子 Xは後述のファン · デル · ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って生成される。

第 1位相差測定ユニット 1 3 0は角速度 ω_Η で変化する股関節角速度 Φ Η ' と、ファン · デル · ポル方程式に含まれる固有角速度 ω_Μ が反映された第 1振動子 Xとの第 1位相差 0 _ΗΜを測定する。

歩行状態判定ユニット 1 4 0 は「歩行状態」と、股関節角速度 Φ Η ' を含む η個の歩行振動子が「 η次元空間（平面）に描くトレースのパターン」との対応関係を記憶する記憶装置（図示略）を備えている, また、歩行状態判定ユニット 1 4 0は記憶装置により記憶されている「対応関係」と、歩行振動子測定ュニット 1 1 0により測定される「当該 η個の歩行振動子が η次元空間に描くトレースのパターン」とに基づき「歩行状態」を判定する。

目標位相差決定ユニット 1 5 0は歩行状態判定ュニット 1 4 0により ― —

14 判定された「歩行状態」に応じ、目標位相差 0 _d を決定する。

決定ュニッ卜 1 6 0は第 2位相差決定ュニット 1 6 2と、相関係数決定ユニット 1 6 4と、第 1角速度決定ユニット 1 6 6と、第 2角速度決定ュニット 1 6 8 とを備えている。

第 2位相差測定ユニット 1 6 2は仮想歩行振動子（位相） 0 _h と仮想歩行補助振動子（位相） 0 _m との位相関係を表す「内部モデル」に従つて、仮想歩行振動子と仮想歩行補助振動子 0 _m との第 2位相差 0 hm ( = Θ _h - Θ _m ) を決定する。

相関係数決定ュニット 1 6 4は第 2位相差 0 _hm (= Θ _h — Θ _m ) が第 1位相差 0 HM に近づくように仮想歩行振動子 0 h と仮想歩行補助振動子 _m との相関係数 ε を決定する。

第 1角速度決定ュニット 1 6 6は相関係数 ε に基づき、仮想歩行振動子 0h の角速度 C h を決定する。

第 2角速度決定ュニット 1 6 8は仮想歩行振動子 0 _h の角速度 h に基づき、第 2位相差 0 _hm が目標位相差決定ユニット 1 5 0により決定された目標位相差 0 _d に近づくように仮想歩行補助振動子 0 _m の角速度

£0 _m を決定する。

第 2振動子生成ュニット 1 7 0は股関節角速度測定ュニット 1 1 2により測定された股関節角速度（歩行振動子） Φ_Η ' と、第 2角速度決定ュニット 1 6 6により決定された仮想歩行補助振動子 0 _m の角速度 ω_η が固有角速度（ω_Μ ) として反映された形で相互に引き込み合う第 2振動子（後述） yを生成する。第 2振動子 yは、第 1振動子 xと同様にファン · デル · ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って生成される。

神経振動子生成ュニット 1 8 0は第 2振動子 yと、股関節角度測定ュニット 1 1 4により測定された股関節角度（歩行振動子） φ_Η とに基 ― —

1 5 づき、歩行に関する複数の神経素子（ニューロン）の振舞いを表す神経振動子モデル（後述）に従い、各神経素子の出力（神経振動子） z を生成する。

歩行補助振動子生成ュニット 1 9 0は各神経素子の出力 z に基づき、歩行補助装置 2 0 0による歩行者への付与トルク（歩行補助振動子） T を生成するトルク生成ュニット 1 9 2を備えている。

次に、歩行補助装置 2 0 0の制御システム 1 0 0の機能について図 2 図 3を用いて説明する。

まず、角度センサ 2 2 0の出力に基づき（図 2矢印①参照）、股関節角速度測定部 1 1 2により歩行者の左右の股関節回りの角速度 Φ ΗΙ 、 Φ ΗΙΙ' が測定される（図 2 s 1 )。

次に、第 1振動子生成ユニット 1 2 0により、股関節角速度 Φ ΗΙ/、 ΗΚ' に基づき（図 2矢印①— 1参照）、次式（ l a ) ( l b ) で表されるファン · デル · ポル（ V a n d e r P o l ) 方程式に従って第 1振動子 X L 、 R が決定される（図 2 s 2 )。

X L = ( 1 - x _L ² ) x _L - ω ML² x L

+ g ( x L - R ) + C i HL ·· ( l a

x R " = S ( 1 - x R ² ) x R - ω MR² x R

+ g ( x R - x L ) + c ! _HR' ·· ( l b ) ここで ξは第 1振動子 x及びその時間による 1回微分 x ' が X — χ ' 平面で安定なリミットサイクルを描くように決定される係数（> 0 ) である。 ω_Μ は固有角速度である。 gは左右の脚体の相関係数である。 c I はフィードバック係数である。固有角速度 ω_Μ は、歩行補助装置 2 0 0による実際の歩行補助リズムから大きく外れない範囲で任意に設定されてよい。

第 1振動子 x_L 、 x_R はルンゲ · クッタ法により決定される。第 1振動子 x _L 、 XR 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。また、第 1振動子 XL 、 X_R 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、股関節角速度（歩行振動子）

Φ HL' HR' のリズムと調和しながらも「固有角速度」 o _ML、 C _MRが反映された自律的なリズムをもって振動するという性質がある（図 3参照）。また、股関節角速度（歩行振動子） <i> _HL'、 Φ ΗΚ' は実際の歩行リズムと略同等のリズムで振動する（図 3参照）。

続いて、位相差測定ユニット 1 3 0により股関節角速度（歩行振動子） Φ ΗΙ 、 ΗΕ' (位相 6 _HL、 0 HRZ図 2矢印①— 2参照）と、第 1 振動子 X _L 、 X R (位相 0 _ML、 0 _MRZ図 2矢印②参照）との第 1位相差 0 HML (= Θ HL- Θ _ML)> Θ HMR (= Θ _HR ~ θ _MR) が決定される（図

2 s 3 )。具体的には、図 3に示すように φ_Η ' = 0且つ φ_Η " > 0となる時点（··、 t _id> t _id+ l、 ··）と、 = 0且っ ' > 0となる時点との時間差に応じ、股関節角速度 φ_Η ' の位相と、第 1振動子 Xの位相との位相差 0 HM ( = θ Η - Θ_Μ ) が決定される。

また、歩行状態判定ユニット 1 4 0により、歩行状態判定ユニット 1 1 0 により測定される股関節角速度 φ _Η ' を含む η ( η = 1 、 2、 --) 個の歩行振動子（図 2矢印① - 3参照）に基づき歩行状態が判定される（ s 4 )。

具体的には、まず、歩行状態判定ユニット 1 4 0により記憶装置（図示略）から「歩行状態」と「η個の歩行振動子が η次元空間に描くトレースのパターン」との対応関係が読み取られる。この上で、歩行状態判定ユニット 1 4 0により、当該対応関係と、歩行振動子測定ュニット 1 1 0により測定される η個の歩行振動子が η次元空間に描くトレースのパターンとに基づき「歩行状態」が判定される。

なお、歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の股関節角度 φ_Η 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歩行振動子測定ユニット 1 1 0により測定されてもよい。また、歩行状態判定ュニット 1 4 0により判定される歩行者の歩行状態としては「平地歩行状態」、「上昇歩行状態」、「下降歩行状態」が挙げられる。

さらに目標位相差決定ュニット 1 5 0により、歩行状態判定ュニット 1 4 0により判定された「歩行状態」（図 2矢印④）に基づき、目標位相差 0 _d が決定される（図 2 s 5 )。具体的には、目標位相差決定ュニット 1 5 0により、基本的に平地歩行状態では 0、上昇歩行状態では— (例えば一 0. 5 [ r a d ] 以下）、下降歩行状態では+ (例えば + 0. 3 [ r a d ] 以上）となるように目標位相差 0 _d が決定される。

ここで、位相差測定ュニット 1 3 0により測定される第 1位相差 0 HMが過去 3歩行周期にわたって一定の場合、第 2位相差決定ュニット 1 6 2により次式（ 2 a ) ( 2 b ) で表される「内部モデル」に従って. 仮想歩行振動子 0 h と仮想歩行補助振動子 0 _m との第 2位相差 0 _hm (=

Θ _h - Θ _m ) が決定される。

Θ _h ' = ω _h + ε · s i n ( Θ _m - Θ _h ) ·· ( 2 a)

Θ _m ， = ω _m + ε · s i n ( Θ _h - Θ _m ) ·· ( 2 b)

ここで、 εは内部モデルにおける仮想歩行振動子 0 _h 及び歩行補助振動子 0 _m の相関係数である。また、 _h は仮想歩行振動子 0 _h の固有角速度であり、 o_m は仮想歩行補助振動子 0 _m の固有角速度である。

具体的には、第 2位相差決定ュニット 1 6 2により仮想歩行振動子 0 h と仮想歩行補助振動子 e_m との第 2位相差 0 _hm (= Θ _h 一 Θ _m ) が次式（ 3 ) に従って決定される。

Θ _hm= s i n'¹ [( o_h — o)_m ) / 2 ε ] ·· ( 3 ) 続いて、相関係数決定ユニット 1 6 4により第 1位相差 0 _HM と（図

2矢印③参照）、第 2位相差 0 _hm との差 0 HM— 0 hm が最小になるように相関係数 εが決定される（図 2 s 6 . 1 )。

具体的には次式（ 4 a ) ( 4 b ) に従って股関節角速度（歩行振動子） Φ Η ' が 0 となる離散的な時間 -、 t _id— 1 、 t _id、 t _id+ 1 、 -- ノ図 3参照）における相関係数 εが逐次決定される。

ε ( t _id+ 1 )

= ε ( t _id) - 77 { V₁ ( t _id+ 1 ) - V, ( t _id) }

/ { a ( t _id) 一 ε ( t _id— 1 ) } ·· ( 4 a )

V! ( t _id+ 1 ) ≡

( 1 / 2 ) { Θ _ΗΜ ( t _id+ 1 ) - 9 _hm ( t _id) } ² -- ( 4 b ) ここで、 7?は第 1位相差 0 _HM と第 2位相差 0 _hm とを近づけるポテンシャル Vi の安定性を表す係数である。

次に、第 1角速度決定ュニット 1 6 6により相関係数 ε (図 2矢印④ 一 1参照）に基づき、仮想歩行補助振動子 0 _m の固有角速度 _m が時間変化せずに一定であるという条件下で、第 1及び第 2位相差の差 0

HM— 0 hm が最小となるように仮想歩行振動子 0 h の固有角速度 CO _h が次式（ 5 a ) ( 5 b ) に従って決定される（図 2 s 6. 2 )。

ω hL t idL ノ

= -

X S d t ([ 4 ε ( t _idL ) ² - { ω _hL ( t ) - ω _mL ( t _idL ) } ² ] ^1/2 X s i n [ s i n "¹ H ω _hL ( t ) - ω _mL ( t _idL - 1 ))

/ 2 ε ( t _idL )} - Θ _HM ( t _idL )]) ■· ( 5 a ) hR ( _idR )

= -

X 5 d t ([ 4 ε ( t _idR ) ² — { ω _hR ( t ) — ω _mR ( t _idR ) } ² ] ^1/2 9 s i n [ s i n— ¹ { ( ω _hR ( t ) - ω _mR ( t _idR - 1 ) )

/ 2 ε ( t _idR )} - Θ _ΗΜ ( t _idR )]) ·· ( 5 b) ここでひは系の安定性を表す係数である。

続いて第 2角速度決定ユニット 1 6 8により仮想歩行振動子 0 _h の固有角速度 c h (図 2矢印④ー 2参照）に基づき、第 2位相差 0 _HM が、目標位相差決定ュニット 1 5 0により決定された目標位相差 e_d (図 2 矢印⑤参照）に近づくように仮想歩行補助振動子 0 _m の固有角速度 co_m が次式（ 6 a) ( 6 b) に従って決定される（図 2 s 6. 3 )。

ω mL ( し idL )

= S d t ([ 4 ε ( t _idL ) ² — { co_hL ( t _idL ) — c _mL ( t )} ² ] X s i n [ s i n '¹ { ( ω _hL ( t _idL ) - ω _mL ( t ) )

/ 2 ε ( t _idL )} - Θ _d ]) ·· ( 6 a ) ω mR ( t idR )

= β ^ d t ([ 4 ε ( t _idR ) ² — { co_hR ( t _idR ) _ c _mR ( t )} ² ] s i n [ s i n "¹ { ( ω _hR ( t _idR ) - ω _mR ( t ))

/ 2 s ( t _idR )} - Θ _d ]) ·· ( 6 ) ここで βは系の安定性を表す係数である。

次に、第 2振動子生成ユニット 1 7 0により股関節角速度 φ_Ηι 、 φ HR' に基づき（図 2矢印①— 4参照）、第 2角速度決定ユニット 1 6 8 により決定された固有角速度 _mL、 _mR (図 2矢印④— 3参照）が含まれた次式（ 7 a ) ( 7 b ) で表されるファン · デル · ポル方程式に従つて第 2振動子 y_L 、 y_R が決定される（図 2 s 7 )。

y L = ξ ( 1 — y_L ² ) yi_ - ω _mL y _L

+ g ( y L - y R ) + c i Φ HL' · · ( 7 a)

y_R " = | ( l - y_R ² ) y_R ' - ω _mR y _R

+ g ( y R - y L ) + c i _HR' · · ( 7 ) 第 2振動子 y_L 、 y_R も第 1振動子 x_L 、 _xR と同様にルンゲ · クッ夕法により決定される。第 2振動子 y_L 、 y 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。また、第 2振動子 y_L 、 y_R 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，股関節角速度（歩行振動子） <i)_HL'、 ΗΚ' のリズムと調和しながらも「固有角速度」 c _mL、 co_mRが反映された自律的なリズムをもって振動する（図 3参照）。

続いて、神経振動子生成ユニット 1 8 0により第 2振動子 y_L 、 y R (図 2矢印⑦参照）と股関節角度測定ュニット 1 1 4により測定された左右の股関節角度 * L 、 Φ η (図 2矢印①' 参照）とに基づき「神経振動子モデル」に従って神経振動子 ζが生成される（図 2 s 8 )。なお、歩行者の左右の股関節角度 <i)_L 、 Φ Ε は、股関節角速度測定ュニット 1 1 2による股関節角速度 φ_Η ' の測定と並行して股関節角度測定ュニット 1 1 4により測定されている（図 2 s 1 ')。

具体的には、左大腿部の屈曲方向（前方）及び伸展方向（後方）への運動を支配する神経素子 L₊ 、 L. の出力 z _L+、 zし -、右大腿部の屈曲方向及び伸展方向への運動を支配する神経素子 R+ 、 R. の出力 z _R+、 z _R-が次式（ 8 a) 〜（ 8 f ) に従って決定される。

て L+U _L+ = - U _L++ W_L+/L- Z し + W_L+/R+ Z _R+_ λ V

てし 11し = — Uレ + W _{L- L+} Z し + + W _L./R. Z _R-— λ Vし

- k. R + c y L · · ( 8 b)

て _R+U R+， = - u _R++ w_R+/L+ z _L++ w_R+/R- z _R-— λ V _{R +}

+ k ₊ φ L + c y L · · ( 8 c )

て R- U Rノ = - U R.+ w_R. _L. Z レ + W_R-/R+ Z _r+- λ V _R-

+ k . R - c y _R ·· ( 8 d ) ひ i = - v i + z i ( i = L+ 、 L - 、 R+ 、 R. ) ·· ( 8 e ) z i = m a x ( 0， U i ) ·- ( 8 f )

ここで、 U i は神経素子 i の膜電位の変動に対応する状態変数、 V i は神経素子 i の順応効果が反映される自己抑制因子、 ri 、は状態変数 U i 、自己抑制因子 V i の時定数、 Wi/j (< 0 ) は神経素子 i 及び j の結合定数、 λは慣れ係数、 k+ 、 k. はフィードバック係数、 cはバイアス係数である。

次にトルク生成ュニット 1 9 2により、神経素子 i の出力 y i (図 2 矢印⑧参照）に基づき、左右のァクチユエ一夕 2 2 0により歩行者に付与される股関節回りのトルク（歩行補助振動子） T_L 、 T_R が次式（ 9 a ) ( 9 b) に従って生成される（図 2 s 9 )。

T_L = p + z _L+— p-zし · · （ 9 a)

T_R = - p ₊ z _R++ p.z _R- ·■ ( 9 b)

ここで、 p₊ 、 p. は活性化係数を表す。

そして、生成トルク T_L 、 T_R に応じた電力が電池 2 3 0から左右のァクチユエ一夕 2 1 0にそれぞれ供給され、トルク T_L 、 T_R がァクチユエ一タ 2 1 0により歩行者に付与される（図 2矢印⑨参照）。

以後、上記処理（図 2 s l〜 s 9 ) が繰り返されることで、歩行者は歩行補助装置 2 0 0による歩行補助を伴って歩行する。

制御システム 1 0 0によれば、歩行リズムが反映された股関節角速度 (歩行振動子） Φ Η ' に対し、歩行補助の観点から適切な位相差（〜目標位相差 0_d ) を持った第 2振動子 yを生成した上で、当該第 2振動子 yに基づきトルク（歩行補助振動子） Tを生成することで歩行補助リズムの最適化を図ることができる。

詳細にはまず、（ 1 ) 固有角速度 ω_Μ が反映された形で股関節角速度 (歩行振動子） Φ _Η ' と相互に引き込み合う第 1振動子 Xが生成され ―

22 る（図 2 s 2 )。第 1振動子 Xは「相互引き込み」の効果により股関節角速度（歩行振動子） ΦΗ ' のリズムと調和しながらも固有角速度 ω_Μ が反映された自律的なリズムをもって振動する。

但し、第 1振動子 Xは股関節角速度（歩行振動子） φ_Η ，のリズム (〜歩行リズム）と調和するものの、股関節角速度 Φ Η ' に対する第

1位相差 0 ΗΜが歩行補助に適切な目標位相差 0 d に近いとは限らない ₍ このため、第 1振動子 Xに基づきトルク（歩行補助振動子） Tが決定されると歩行リズムと歩行補助リズムとが歩行補助に不適切な位相差（〜第 1位相差を持ち、歩行補助を伴う歩行が不適切となるおそれがある。従って、第 1振動子 Xに基づき、股関節角速度（歩行振動子） Η ' に対して歩行補助に適切な位相差を有する新たな振動子が生成される必要がある。

そこで（ 2 ) 「内部モデル」に従って仮想歩行補助振動子 0 _m の角速度（新たな固有角速度） o_m が決定される（図 2 s 6. I〜 s 6. 3 )_c また、この固有角速度 co_m が反映された形で股関節角速度（歩行振動子） Φ _Η ' と相互に引き込み合い、第 1位相差 0 _ΗΜ よりも目標位相差

Θ _d に近い第 2位相差 0 _hm を歩行振動子に対して有する第 2振動子 y が生成される（図 2 s 7 )。

第 2振動子 yの生成は、第 1位相差 0 _HM が目標位相差 0 _d に近づくように固有角速度 ω_Μ (上式（ 1 a ) ( 1 b ) 参照）が新たな固有角速度 _m に補正された上で、当該補正後の固有角速度 _m が反映された形で第 1振動子 Xが再生成されることに相当する（上式（ 7 a ) ( 7 b) 参照）。

こうして生成された第 2振動子 yのリズムは歩行リズム（〜歩行振動子 Φ_Η のリズム）に対して目標位相差 0_d 又はこれに近い位相差（〜第 2位相差 0_hm) を有する。従って、第 2振動子 yに基づきトルク（歩行補助振動子） Tが決定されれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が目標位相差 0 _d に近くなる。

そこで（ 3 ) 第 2振動子 y及び股関節角度（歩行振動子） Φ _Η に基づき「神経素子モデル」に従って神経素子 i の出力（神経振動子） Z i が生成され（図 2 s 8 )、この上で各出力 _{Z i} に基づきトルク（歩行補助振動子） Tが生成される（図 2 s 9 )。これにより、歩行リズム（〜歩行振動子 Φ Η ' のリズム）と目標位相差 0 _d を実現し得るようにトルク（歩行補助振動子） Tが生成される。また、歩行リズムに反映される歩行状態に応じたリズムで当該歩行者の歩行が補助され得る。

従って、本発明によれば（ 1 ) 歩行者の歩行リズム（〜歩行振動子 Φ H ' のリズム）の変化に追従しながらも、（ 2 ) この歩行リズムと目標位相差 0 d を有するような自律性を持ち、且つ、（ 3 ) 歩行者の歩行状態に応じた円滑な歩行補助が実現されるような歩行補助リズムを実現することができる。

このように、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといつたように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械） 2 0 0との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従って、歩行者に歩行補助装置 2 0 0によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得る。

また、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の歩行状態 (図 2矢印④参照）に応じて変動する目標位相差 0 _d に近づけられる (図 2 s 5等参照）。これにより、歩行者の歩行状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行が実現され得る。さらに目標位相差 0 _d が十に決定されることで（図 2 s 5参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（> 0 ) 又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置 2 0 0を先導する形で歩行し得る（歩行者先導型の歩行）。一方、目標位相差 0 _d がーに決定されることで (図 2 s 5参照）、歩行リズムと歩行補助リズムとが当該決定値（ぐ 0 ) 又はこれに近い位相差を有し、歩行者は歩行補助装置 2 0 0に先導される形で歩行し得る（歩行補助装置先導型の歩行）。

従って、歩行者は負担が比較的小さい「下降歩行状態」では歩行補助装置 2 0 0を先導し、負担が比較的大きい「上昇歩行状態」では歩行補助装置 2 0 0に先導される形で歩行し得る。なお、目標位相差は歩行状態に応じて 0、十、 —に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。

続いて、制御システム 1 0 0により制御される歩行補助装置 2 0 0の装着歩行実験の結果について図 4〜図 9を用いて説明する。

図 4、図 5、図 6には目標位相差 0 _d が 0 . 0 [ r a d ]、 — 0 . 2 [ r a d ]、一 0 . 5 [ r a d ] に設定された場合、股関節角速度（歩行振動子） φ _Η ' とトルク（歩行補助振動子） Τとの位相差がそれぞれどのように変化するかが示されている。なお、実線は右脚、破線は左脚についての位相差をそれぞれ表している。

図 4〜図 6に示されているように歩行補助開始時刻 t o から間もなくは位相差が比較的大きく変動するが、次第にそれぞれ設定された目標位相差 0 _d に収束していく。これからも明らかなように制御システム 1 0 0によれば、歩行リズム（〜股関節角速度 d) _H ' の振動リズム）と歩行補助リズム（〜トルク Tの振動リズム）との位相差を、適切なリズムでの歩行補助という観点から決定される目標位相差 0 _d に近づけることができる。図 7、図 8には歩行周期 T_H (実線）と歩行補助周期 T_M (破線）との変化が示されている。図 7に示すように時刻 t 1 で歩行者が歩行速度を急に上げて歩行周期 T_H が短くなつたとき、歩行補助周期 T_M もこれに追従して短くなる。また、時刻 t ₂ で歩行者が歩行速度を急に下げて歩行周期 T_H が長くなつたとき、歩行補助周期 T_M もこれに追従して長くなる。但し、歩行補助周期 T_M が歩行周期 T_h に完全に追従するのではなく、やや歩行補助周期 T_M が変動され、歩行周期 T_H が当該変動後の T_M に追従するように変化しているのがわかる。

これから明らかなように、制御システム 1 0 0によれば、歩行リズムが変動したとき歩行補助リズムがこれに調和しながら追従し、歩行リズムもこの歩行補助リズムに調和するといつたように歩行者（人体）と歩行補助装置（機械） 2 0 0との調和（相互の歩み寄り）を図り得る。従つて、歩行者に歩行補助装置 2 0 0によりその歩行が補助されていることを程よい加減で実感させながらも、適切な歩行補助を実現できる。また、歩行リズムが急激に変動しても、歩行補助リズムがこれに完全追従しないので、歩行者の心身に負担を与えるような歩行補助及び歩行が助成される事態を回避し得ると期待される。

これは図 8に示すように歩行周期 T_H (実線）が急激に変動することなく緩やかに変動する場合においても同様である。

図 9には一方の脚におもり（〜： L l k g) を付し、制御システム 1 0 0による歩行補助装置 2 0 0の制御が断続的に ONノ O F Fされ、且つ，時刻 t ₃ で歩行者が Uターンした場合、左右の脚の運びの対称性を表す歩行対称性パラメ一夕 Aがどのように変化するかが示されている。歩行対称性パラメータ Aは、一方の脚の着地周期と他方の脚の着地周期との差により表される。歩行対象性パラメータ Aは、両方の脚が同等の着地周期で動いている場合は 0に近くなる一方、片脚を引きずる等、両脚の着地周期に差が生じるような場合には 0からずれる。

図 9から明らかなように制御システム 1 0 0による歩行補助装置 2 0 0の制御が〇Nになっているときは歩行対称性パラメ一夕 Aは、当該制御が O F Fになっているときょりもその絶対値が全体的に小さい。これは、片脚に重りを付すことで本来的には当該片脚を引きずるように歩行するため、両脚の着地周期の差が大きくなるところ、制御システム 1 0 0によれば両脚の着地リズムの調和が図られていることを示している。このように両脚の着地リズムの調和が図られているのは、左右の脚体の相関係数 gを含む項が上式（ l a ) ( l b ) ( 7 a ) ( 7 b ) のファン · デル · ポル方程式に含まれているためである。即ち、仮想的な左右の運動に対応する第 1振動子 X L 及び X R が相互に引き込み合い、また. 同じく仮想的な左右の運動に対応する第 2振動子 y _L 及び y _R が相互に引き込み合うからである。従って、当該相関係数 gの調節により、片脚のみに（けが等による）負荷を抱えている場合でも、歩行対称性パラメ一夕 Aの絶対値のさらなる減少、ひいては左右両脚の着地リズムが同等の通常歩行に近い歩行を実現することができる。

本実施形態では股関節角度及び角速度 Φ Η ' が測定された上で股関節回りにトルク Τが付与されたが、他の実施形態として膝関節角度及び角速度が測定された上で膝関節回りにトルクが付与されてもよく、足関節角度及び角速度が測定された上で足関節回りにトルクが付与されてもよい。

また、本実施形態では歩行者に対して一対の関節回りのトルクが付与されたが、他の実施形態として歩行者に対して複数対の関節（左右の股 +膝関節、左右の股 +足関節、左右の膝 +足関節、左右の股 +膝 +足関節）回りのトルクが付与されてもよい。例えば左右の脚体の全ての関節 (股 +膝 +足関節）回りにトルクが付与される場合、図 1 0に示すように相互に作用しながら関節ごとに伸展及び屈曲に関する複数対の神経素子の振舞いを表す神経振動子モデルに従って、各関節回りの付与トルクが決定されてもよい。

測定される歩行振動子が多くなるほど、ファン，デル · ポル方程式等の第 1及び第 2振動子 x、 yの生成に係る非線形微分方程式（上式（ 1 a ) ( l b) ( 7 a) ( 7 b ) 参照）や、神経振動子の生成に係る非線形微分方程式（上式（ 8 a) 〜（ 8 f ) 参照）中の相関項は多くなるが、当該相関係数の調節によって歩行者の身体の様々な部分の動きに鑑みた一層緻密な歩行補助が実現可能となる。

本実施形態では第 1振動子 X及び第 2振動子 yが式（ 1 a ) ( 1 b ) ( 7 a ) ( 7 b) により表されるファン · デル · ポル方程式に従って生成されたが、他の実施形態として第 1振動子 X及び第 2振動子 yがこれらの式とは異なる形のファン · デル · ポル方程式や、複数振動子間の相互引き込みを実現可能なあらゆる形の非線形微分方程式に従って生成されてもよい。

本実施形態では第 1及び第 2振動子 X 、 yの生成に係る「歩行振動子」として股関節角速度 ' が測定されたが（図 2矢印①ー 1、 ① 一 4参照）、他の実施形態として第 1及び第 2振動子 x、 yの生成に係る「歩行振動子」として股関節角度 φ _Η や、膝関節、足関節、肩関節. 肘関節の角度や角速度、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一夕が測定されてもよい。

本実施形態ではトルク（歩行補助振動子） Τの生成に係る「歩行振動子」として股関節角度 Φ Η が測定されたが（図 2矢印⑥参照）、他の実施形態としてトルク Τの生成に係る「歩行振動子」として股関節角速度 Η ' や、膝関節、足関節、肩関節、肘関節の角度や角速度、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一夕が測定されてもよい。

本実施形態では「歩行補助振動子」としてァクチユエ一夕 2 1 0を介して歩行者に付与される関節回りのトルク Tが生成されたが（図 2 s 8 参照）、他の実施形態として「歩行補助振動子」としてトルク Tのほかにヘッドホン等の聴覚装置（図示略）を介して歩行者が聴覚的に知覚可能な周期的な音や、ゴーグル等の視覚装置（図示略）を介して知覚可能な周期的な光又は標識や、装置等により歩行者が背中や肩等の身体の一部の触覚を介して知覚可能な周期的な叩き（ノック）等が生成されてもよい。

本実施形態では歩行振動子ュニット 1 0 0により測定される歩行振動子に基づいて歩行状態が判定されたが、他の実施形態として、生理パラメ一夕測定ユニット（図示略）により、歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕（歩行に伴い動く筋肉の筋電位等）が測定された上で、歩行状態判定ュニット 1 4 0により当該生理パラメ一夕のパターンに基づいて「歩行状態」が判定されてもよい。

本実施形態では「歩行状態」として「上昇歩行状態」、「平地歩行状態」及び「下降歩行状態」の別が判定されたが、他の実施形態としてこれとは別に又はこれに加えて「歩行状態」として歩行の緩急が判定されてもよい。また、当該実施形態において目標位相差決定ユニット 1 5 0 により基本的に歩行が急であれば一（例えば一 0 . 2 [ r a d ] 以下）, 歩行が緩やかであれば + (例えば + 0 . 5 [ r a d ] 以上）となるように目標位相差 0 _d が決定されてもよい。

当該実施形態によれば、歩行者は負担が比較的小さい「緩やかな歩行」に際しては歩行補助装置 2 0 0を先導し、負担が比較的大きい「急な歩行」では歩行補助装置 2 0 0に先導される形で歩行し得る。なお、目標位相差 0 _d が基本的に十に決定される「下降歩行状態」で、且つ、目標位相差 0 _d が基本的に一に決定される「急な歩行」である場合、両者の整合を図り得るファジー制御により基本的な目標位相差 0 d が決定されてもよい。

また、本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット 1 4 0により判定された「歩行状態」に応じ、第 1及び第 2振動子 x、 yの生成に係る左右の脚体（仮想的な複数の物体間）の相関係数 g (上式（ l a) ( l b) ( 7 a ) ( 7 b) 参照）を調節する「第 1相関調節ユニット」を備えていてもよい。

当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が歩行状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

さらに本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として、歩行状態判定ユニット 1 4 0により判定された「歩行状態」に応じ、トルク T等の歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子 i、 j (図 2参照）間の相関係数 w_i/;j (上式（ 8 a ) 〜（ 8 d ) 参照）を調節する「第 2相関調節ユニット」を備えていてもよい。

当該実施形態によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が歩行状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、歩行状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として、歩行補助振動子測定ュニット 1 1 0により測定される 1 1 0、又は他の状態量（歩行者の心拍数、呼吸回数、血中の乳酸や酸素等の濃度、発汗量、まばたきの回数等）に基づきこの歩行者の「生理状態」を判定する「生理状態判定ユニット」を備え、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に応じ、目標位相差決定ュニット 1 5 0によって目標位相差 0 _d が決定されてもよい。

当該実施形態によれば、歩行リズムと歩行補助リズムとの位相差が歩行者の生理状態に応じて変動する目標位相差 0 _d に近づけられることで, 生理状態の変動に応じた適切な歩行補助を伴う歩行を実現することがでさる。

また、「生理状態判定ユニット」により歩行者の「疲労度」が判定され、「目標位相差決定ユニット」により基本的に平地生理状態では 0 、上昇生理状態では一（例えば一 0 . 5 [ r a d ] 以下）、下降生理状態では + (例えば + 0 . 3 [ r a d ] 以上）となるように目標位相差 0 _d が決定されてもよい。

当該実施形態によれば、歩行者はその疲労度が小さい場合は歩行補助装置 2 0 0を先導し、その疲労度が大きい場合は歩行補助装置 2 0 0に先導される形で歩行し得る。なお、目標位相差は生理状態に応じて十、一に固定されるわけではなく、歩行者の意思や他の要因に応じて変更され得る。

また、本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として、歩行補助振動子測定ユニット 1 1 0により測定される「歩行補助振動子」に基づいて歩行者の生理状態を判定する「生理状態判定ユニット」と、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に応じ第 1及び第 2振動子 x、 yの生成に係る左右の脚体（仮想的な複数の物体間）の相関係数 g (上式（ l a ) ( l b ) ( 7 a ) ( 7 ) 参照）を調節する「第 1相関調節ユニット」とを備えていてもよい。

当該実施形態によれば、左右の脚体の定性的相関に基づき、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該定性的相関が生理状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

さらに本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として、歩行補助振動子測定ユニット 1 1 0により測定される「歩行補助振動子」に基づいて歩行者の「生理状態」を判定する「生理状態判定ユニット」と、生理状態判定ユニットにより判定された「生理状態」に応じ「歩行補助振動子」の生成に係る仮想的な複数の神経素子 i 、 j (図 2参照）間の相関係数 W i/j (上式（ 8 a ) 〜（ 8 d ) 参照）を調節する「第 2相関調節ユニット」とを備えていてもよい。

当該実施形態によれば、仮想的な複数の神経素子の相関強度の調節を通じ、歩行補助リズムが適切に調節され得ることに加え、当該相関強度が生理状態の変動に応じて変動するという事情を反映させた形で、生理状態に応じた最適なリズムでの歩行補助をリアルタイムで実現することができる。

なお、本発明の制御システム 1 0 0の他の実施形態として次のような構成が採用されてもよい。即ち、まず決定ュニット 1 6 0及び第 2振動子生成ユニット 1 7 0の機能が一時停止される。次に、第 1振動子 Xが神経振動子生成ュニット 1 8 0に直接入力され（図 2矢印②から⑦への直接移行）、神経振動子 z及びトルク Tが決定される（図 2 s 8 、 s 9 ) , 続いて、第 3位相差決定ユニット（図示略）により、股関節角速度（歩行振動子） Φ Η ' と、トルク（歩行補助振動子） Τとの位相差が測定される。さらに、目標位相差決定ユニット 1 5 0により、当該位相差と同一又は近似するような目標位相差 0 _d が決定される。この上で、決定ユニット 1 6 0及び第 2振動子生成ュニット 1 7 0の機能が回復され、最新の目標位相差 0 _d (図 2矢印⑤参照）に基づき第 2振動子 yが生成される（図 2 s 6 . I 〜 s 6 ， 3 、 s 7参照）。また、第 2振動子 y (図 2矢印⑦参照）に基づき神経振動子 z及びトルク Tが生成される (図 2 s 8 、 s 9参照）。

当該実施形態によれば、決定ュニット 1 6 0及び第 2振動子生成ュニット 1 7 0の機能が一時停止されることで、一般には股関節角速度（歩行振動子） Φ Η ' と、トルク（歩行補助振動子） Τとの位相差がそれまでの目標位相差 6 _d から外れていく。また、当該位相差は歩行者と歩行補助装置 2 0 0 との調和による最適な位相差に収束する。そして、この位相差と同一又は近似するように目標位相差 0 _d が新たに決定され、決定ュニット 1 6 0及び第 2振動子生成ュニット 1 7 0の機能が回復されることで、歩行と歩行補助とが当該新たな目標位相差 0 _d に近づくようにトルク（歩行補助振動子） Tが制御される。

上述のように当該新たな目標位相差 0 _d は歩行者と歩行補助装置 2 0 0 との調和の観点から最適な位相差（又はこれに近似する位相差）である, 従って、歩行者は歩行補助装置 2 0 0の歩行補助により、歩行補助リズムと最適に調和したリズムで歩行することができる。

Claims

請求の範囲

1 . 歩行補助装置により歩行が補助されている歩行者の歩行振動子を測定する歩行振動子測定手段と、

固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と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、

第 1振動子と歩行振動子との第 1位相差と、目標位相差との偏差に基づいて新たな固有角速度を決定する決定手段と、

決定手段により決定された固有角速度が反映された形で歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子と相互に引き込み合い、第 1位相差よりも目標位相差に近い第 2位相差を歩行振動子に対して有する第 2振動子を生成する第 2振動子生成手段と、

第 2振動子と、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子とに基づき、歩行補助装置の歩行補助振動子を生成する歩行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。

2 . 歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項 1記載の制御システム。

3 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項 1記載の制御システム。

4 . 歩行状態判定手段が歩行者の歩行状態として平地歩行状態と、上昇歩行状態と、下降歩行状態とを判定し、

目標位相差決定手段が基本的に平地歩行状態では 0、上昇歩行状態では一、下降歩行状態では +となるように目標位相差を決定することを特徵とする請求項 2又は 3記載の制御システム。

5 . 歩行状態判定手段が歩行状態として歩行の緩急を判定し、

目標位相差決定手段が基本的に歩行が急であれば -、歩行が緩やかであれば +となるように目標位相差を決定することを特徴とする請求項 2 又は 3記載の制御システム。

6 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメータ測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメータに基づいて歩行者の生理状態を表す判定する生理状態判定手段と、生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じて目標位相差を決定する目標位相差決定手段とを備えていることを特徴とする請求項 1記載の制御システム。

7 . 生理状態判定手段が歩行者の生理状態として該歩行者の疲労度を判定し、目標位相差決定手段が基本的に歩行者の疲労度が小さければ十、歩行者の疲労度が大きければ -となるように目標位相差を決定することを特徴とする請求項 6記載の制御システム。

8 . 第 1振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で、該複数の物体の運動に対応する複数の第 1振動子を生成し、

第 2振動子生成手段が仮想的な複数の物体間の相関が反映された形で, 該複数の物体の運動に対応する複数の第 2振動子を生成することを特徴とする請求項 1 、 2 、 3 、 4、 5 、 6又は 7記載の制御システム。

9 . 歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第 1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1 相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項 8記載の制御システム。

1 0 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメ一夕測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、

歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、第 1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1 相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項 8記載の制御システム。

1 1 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメ一タ測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、

生理状態判定手段により判定された歩行者の生理状態に応じ、第 1及び第 2振動子の生成に係る仮想的な複数の物体間の相関を調節する第 1 相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項 8記載の制御システム。

1 2 . 決定手段が仮想歩行振動子と仮想歩行補助振動子との位相関係を表す内部モデルに従い、第 1振動子と歩行振動子との第 1位相差よりも. 第 2振動子と歩行振動子との第 2位相差を目標位相差に近づける固有角速度を決定することを特徴とする請求項 1〜 1 1のうちいずれか 1つ記載の制御システム。

1 3 . 決定手段が、内部モデルに従い、仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の第 2位相差が第 1位相差に近づくように仮想歩行振動子及び仮想歩行補助振動子の相関係数を決定する相関係数決定手段と、該相関係数に基づき仮想歩行振動子の角速度を決定する第 1角速度決定手段と、該仮想歩行振動子の角速度に基づき、第 2位相差が目標位相差に近づくように第 2振動子生成に係る固有角速度としての仮想歩行補助振動子の角速度を決定する第 2角速度決定手段とを備えていることを特徴とする請求項 1 2記載の制御システム。

1 4 . 歩行補助振動子生成手段が仮想的な複数の神経素子間の相関が反映された形で、該複数の神経素子の挙動に対応する歩行補助振動子を生成することを特徴とする請求項 1〜 1 3のうちいずれか 1つ記載の制御システム。

1 5 . 歩行振動子測定手段により測定される歩行振動子に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、

歩行状態判定手段により判定された歩行者の歩行状態に応じ、歩行補助振動子の生成に係る仮想的な複数の神経素子間の相関を調節する第 2 相関調節手段とを備えていることを特徴とする請求項 1 4記載の制御システム。

1 6 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の歩行状態を判定する歩行状態判定手段と、

1 7 . 歩行者の生理状態を表す生理パラメ一夕を測定する生理パラメ一夕測定手段と、生理パラメータ測定手段により測定される生理パラメ一夕に基づいて歩行者の生理状態を判定する生理状態判定手段と、

1 8 . 歩行状態と n個の歩行振動子が n次元空間に描くトレースのパ夕ーンとの対応関係を記憶する記憶手段を備え、歩行状態判定手段が記憶手段により記憶されている対応関係と、歩行振動子測定手段により測定される該 n個の歩行振動子が n次元空間に描くトレースのパターンとに基づき歩行状態を判定することを特徴とする請求項 2 、 9又は 1 5記載の制御システム。

1 9 . 第 1及び第 2振動子生成手段が、歩行振動子測定手段により測定された歩行振動子を含むファン · デル · ポル方程式により表現される非線形振動子モデルに従って第 1及び第 2振動子を生成することを特徴とする請求項 1〜 1 8のうちいずれか 1つ記載の制御システム。

2 0 . 歩行振動子測定手段が第 1振動子、第 2振動子及び歩行補助振動子の生成用の歩行振動子として歩行リズムに対応するリズムで周期的に変動する歩行者の関節角度及び角速度を含む種々の振動子のうち少なくともいずれか 1つを測定することを特徴とする請求項 1 〜 1 9のうちいずれか 1つ記載の制御システム。

2 1 . 歩行補助振動子生成手段が歩行補助振動子として、歩行者に付与される脚体関節回りのトルク、又はトルク及びトルクの変動に対応して歩行者が知覚可能な形態で周期的に変動する振動子を生成することを特徴とする請求項 1 〜 2 0のうちいずれか 1つ記載の制御システム。

2 2 . 歩行振動子測定手段が歩行状態判定用の歩行振動子として、歩行者の脚体関節角度、脚体関節角速度、脚体関節角加速度、及び脚体の一部の位置のうち少なくともいずれかを測定することを特徴とする請求項 2 、 9 、 1 5又は 1 8記載の制御システム。