步行辅助装置的制作方法

本发明涉及对穿戴者的步行运动进行辅助的步行辅助装置。

背景技术：

近年来，大量进行着用于福利、医疗方面的穿戴型动作辅助装置的研究。作为这样的动作辅助装置的控制，而公知一种实现人与装置的协调运动的协调控制这一控制方式(参照专利文献1)。对于协调控制，通过提高装置对人的协调性，而期待着将动作辅助装置用作实现与人的动作定时相匹配的运动辅助装置，或者将动作辅助装置用作通过先于人的动作提供辅助力来进行恰当的活动训练的运动训练康复装置。在专利文献1的动作辅助装置中，在生成协调控制的运动模式中使用了神经振子的相互抑制模型。

另外，还提出了动作辅助装置等，其采用将穿戴者的动作相位作为相位振子的输入振动的相位振子模型，针对人的动作产生任意的相位差而动作(参照专利文献2)。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：国际申请公开公报2009/084387号

专利文献2：国际申请公开公报2013/094747号

可是，在因偏瘫等疾患而在时间及/或空间上不对称地步行的患者穿戴步行辅助装置的情况下，瘫痪侧的腿的活动程度比健康腿侧小，且非周期性活动倾向强，所以多数情况下步行中腿的运动相位推定是困难的。当步行辅助装置将依据该推定误差大的相位推定结果所生成的辅助力(Assist Torque)给予至患者的腿时，由于辅助力可能会与穿戴者的活动不完全协调，结果可能会使患者的步态不稳定化。

专利文献1、2中，关于偏瘫患者的适应例没有具体叙述。然而，同文献记载的动作辅助装置使用的是从每一关节的动作计测数据来推定相位的方法。由此，在假定适用于偏瘫患者等情况下，瘫痪侧的相位推定是困难的，存在不能生成恰当的辅助力的可能性。

这里，在将其适用于偏瘫患者的时候，可以想到的方法是根据健康腿侧的周期性运动来辅助疾患腿的非周期性运动。即，即便是偏瘫患者，只要健康侧的腿的活动是周期性的，那么基于仅关注健康腿的活动来推定健康腿的步行相位，并使相反侧腿的活动与该健康腿的步行相位错开180度这样的前提下，就有可能决定辅助力。

然而在上述方法中，必须预先掌握健康腿是左右的哪一侧的腿，必须将这一信息输入到辅助装置中。

技术实现要素：

鉴于这样的背景，本发明所要解决的问题是，提供一种步行辅助装置，其即使是在由偏瘫患者等进行穿戴的情况下，也无需进行繁杂的参数设定，就能对疾患腿的左右的非对称步行给予恰当的周期性辅助。

为了解决上述问题，本发明的步行辅助装置1具有：由使用者穿戴的主框架2；配置于所述主框架的驱动源4；左右的传递部件3L、3R，其以能够以所述使用者的髋关节部为中心位移的方式连结于所述主框架，其将所述驱动源的输出作为辅助力传递给所述使用者的腿；和对所述驱动源的辅助力进行控制的控制装置5，其中，所述控制装置具有：计算所述使用者的左右的髋关节角度的差分角θ的角计算部21；基于所述差分角来计算差分角相位Φ的差分角相位计算部22；和基于所述差分角相位来计算应该向所述使用者给予的辅助力τ的辅助力计算部23。

如以上结构所述，通过利用左右的髋关节角度的差分角，不仅健康的正常人，即使是在有偏瘫疾患的患者穿戴的情况下，无论左右的哪条腿是疾患腿，都能够从要素中含有髋关节可动范围大的健康腿的差分角提取周期性运动，由此不必进行繁杂的参数设定，就能恰当地计算步行运动的相位，生成与穿戴者即用户对应的辅助力，针对左右非对称的步行给予在恰当定时的周期性辅助力。

另外，在上述发明中，所述差分角相位计算部22构成为，具有：基于所述差分角来计算该差分角的角速度即差分角速度ω的差分角速度计算部32；将所述差分角速度规范化的差分角速度规范化部33；将所述差分角θ规范化的差分角规范化部34；以及通过进行反正切运算来计算所述差分角相位的反正切运算部35，其中，所述反正切运算使用了由所述差分角速度规范化部所规范化的所述差分角速度ωn和由所述差分角规范化部所规范化的所述差分角θn。

另外，在上述发明中，也可以构成为，将所述差分角相位计算部22具有：将所述差分角规范化的差分角规范化部34；和映射图部91，其使用预先定义有与所规范化的所述差分角θn对应的所述差分角相位的映射图，基于所规范化的所述差分角来决定所述差分角相位。

另外，在上述发明中，也可以构成为，所述差分角相位计算部22还具有：对所述差分角和所述差分角相位中至少一方进行滤波处理的滤波部31、36；基于所述差分角来推定步行频率freq的步行频率推定部37；基于所述步行频率来推定因所述滤波部引起的相位延迟量dp的相位延迟量推定部38；和基于所述相位延迟量对所述差分角相位的相位延迟进行补偿的相位延迟补偿部39。

根据这一构成，由于包含在差分角中的脚部接地时等的噪声在滤波部被滤掉，使得精度更高的相位推定成为可能，并且由于能够预先从相位特性对因滤波部引起的相位延迟进行补偿，所以能够对穿戴者的步行运动进行更高精度的辅助。

另外，在上述发明中，能够构成为，所述辅助力计算部23具有：进行与所述差分角相位同步振动的振子的相位运算的振子相位运算部24；和基于由所述振子相位运算部所运算的振子相位Φ_c决定所述辅助力的辅助力决定部25。

根据这一构成，即使在诸如差分角相位急剧变化的情况下，或者变动持续进行的情况下，差分角相位也基于振子的自持振荡而被修正为以更加均等的速度变化的相位，由此能够在更加恰当的相位进行辅助。

另外，在上述发明中构成为，所述振子相位运算部24具有：振子固有角振动频率计算部41，其计算与从所述差分角求得的所述使用者的步行频率freq相对应的相位振子的固有角振动频率ω_o；和相位振子积分运算部42，其通过以考虑所述差分角相位与所述相位振子的相位差Φ-Φ_c的方式进行所述相位振子的相位变化的积分运算而计算所述振子相位Φc。

另外，在上述发明中，也可以构成为，所述振子固有角振动频率计算部使用基于所述差分角算出的所述步行频率来决定所述相位振子的所述固有角振动频率。

另外，在上述发明中，也可以构成为，所述辅助输出计算部25具有：辅助相位运算部51，其根据所述差分角相位来运算以在应该辅助的定时发挥所述辅助力的方式调整了的辅助力相位Φ_as；和左右辅助力运算部52，其基于辅助力相位来运算左右的所述辅助力τ_L，τ_R。

根据这一构成，能够在对步行运动的辅助效果最高的相位恰当地发挥辅助力。

另外，在上述发明中，可以构成为，具有：左辅助相位运算部111L，其以使所述差分角相位成为在应该辅助左腿的相位发挥所述辅助力的左腿用辅助力相位Φ_asL的方式调整所述差分角相位；基于左腿用辅助力相位来运算左辅助力τ_L的左辅助力运算部112L；右辅助相位运算部111R，其以使所述差分角相位成为在应该辅助右腿的相位发挥所述辅助力的右腿用辅助力相位Φ_asR的方式调整所述差分角相位；和基于右腿用辅助力相位来运算右辅助力τ_R的右辅助力运算部112R。

根据这一构成，由于左右的辅助力独立地计算，所以能够对应于穿戴者的左右的腿状态等，给左右的辅助力设定恰当的差而对穿戴者的步行运动进行更加顺畅的辅助。

发明的效果

这样，根据本发明能够提供一种步行辅助装置，其不必进行繁杂的参数设定，即使是在偏瘫患者等进行穿戴的情况下，针对疾患腿的左右非对称的步行，也能给予恰当的周期性的辅助。

附图说明

图1是实施例1的步行辅助装置的构成图。

图2是关于关节角度及差分角的说明图。

图3是表示图1所示控制装置的构成的框图。

图4是表示图3所示的差分角相位计算部的构成的框图。

图5是图4所示的第一低通滤波器的波特图。

图6是关于差分角相位的说明图；

图7是表示图3所示的振子相位运算部的构成的框图。

图8是表示图3所示的辅助力决定部的构成的框图。

图9是表示实施例1的步行辅助装置的效果的时间图。

图10是表示实施例2的差分角计算部的构成的框图。

图11是表示实施例3的差分角计算部的构成的框图。

图12是表示实施例4的差分角计算部的构成的框图。

图13是表示实施例5的差分角相位计算部的构成的框图。

图14是表示实施例6的差分角相位计算部的构成的框图。

图15是表示实施例7的差分角相位计算部的构成的框图。

图16是表示实施例8的振子相位运算部的构成的框图。

图17是表示实施例8的辅助力决定部的构成的框图。

附图标记说明

1 步行辅助装置

2 主框架

3(3L、3R) 副框架(传递部件)

4(4L、4R) 驱动源

5 控制装置

6(6L、6R) 髋关节角度传感器

21 差分角计算部

22 差分角相位计算部

23 辅助力计算部

24 振子相位运算部

25 辅助力决定部

31 第一低通滤波器

32 差分角速度计算部

33 差分角速度规范化部

34 差分角规范化部

35 反正切运算部

36 第二低通滤波器

37 步行频率推定部

38 相位延迟量推定部

39 相位延迟补偿部

41 振子固有角振动频率计算部

42 相位振子积分运算部

51 辅助相位运算部

52 左右辅助力运算部

91 差分角-相位映射图部

111L 左辅助相位运算部

111R 右辅助相位运算部

112L 左辅助力运算部

112R 右辅助力运算部

P 人(穿戴者、使用者)

d_p 相位延迟量

freq 步行频率

Φ 差分角相位

Φ_c 振子相位

Φ_as 辅助力相位

Φ_asL 左辅助力相位

Φ_asR 右辅助力相位

θ_L 左腿髋关节角度

θ_R 右腿髋关节角度

θ 差分角

θ_n 所规范化的差分角

τ 辅助力(Assist Torque)

τ_L 左辅助力

τ_R 右辅助力

ω 差分角速度

ω_n 所规范化的差分角速度

ω_o 振子固有角振动频率

具体实施方式

参照图1～图17说明本发明的实施方式。这里，为了对腿等的左右的进行区别而在附图标记后面加了“L”及“R”，但是在没有必要区别左右的情况下，或者在对有左右成分的向量进行表现的情况下，省略该标记。另外，为了区别腿(具体而言大腿部)的弯曲运动(前方运动)和伸展运动(后方运动)而使用标记“+”和“-”。

实施例1

〔构成〕

如图1所示，步行辅助装置1具有：穿戴在作为使用者的人P的躯干上的主框架2；以能够以人P的髋关节部为中心位移的方式连结于主框架2，且穿戴在人P的各腿部上的左右的副框架3L、3R；使左右的副框架3L、3R相对于主框架2位移的左右的驱动源4L、4R；以控制左右的驱动源4L、4R的动作的方式构成的控制装置5(参照图3)；对左右的副框架3L、3R相对于主框架2的角度进行检测的左右的髋关节角度传感器6L、6R；和对左右的驱动源4L、4R及控制装置5供电的蓄电池(未图示)。

主框架2由硬质树脂、金属等刚性材料与纤维等柔软材料组合而构成，通过连结于主框架2的腰带11而穿戴在人P的腰部。在主框架2的前表面(与腰部的背面相对的位置)，安装有由柔软材料形成的腰部防护件12。

副框架3L、3R具有腿部防护件13L、13R和臂部14L、14R。腿部防护件13由刚性材料和柔软材料组合而构成，穿戴在左右的大腿部。臂部14由硬质树脂或金属形成，沿大腿部向下方延伸，将驱动源4的输出轴与腿部防护件13连结。也就是说，副框架3L、3R经由驱动源4连结于主框架2。

驱动源4由电动机构成，适当具有减速机构和柔性机构之一或二者。驱动源4从蓄电池供给由控制装置5以使发挥规定的辅助力(Assist Torque)τ的方式控制的电力，而对该臂部14施加动力。施加到臂部14上的动力，经由腿部防护件13被传递给人P的腿部。

髋关节角度传感器6由配置在人P的腰部侧面的绝对式角度传感器构成，通过检测左右的副框架3L、3R相对于主框架2的角度(绝对角度)，来输出与相应的腿部髋关节角度θ_L、θ_R对应的信号。从髋关节角度传感器6输出的表示髋关节角度θ_L、θ_R的信号被输入到控制装置5中。

如图2所示，髋关节角度θ_L、θ_R定义为，从矢状面的法线方向观察人P时，表示基本额状面的直线线段与表示大腿部的直线线段所成的角度。在大腿部与基本额状面相比位于弯曲侧(前方)时，髋关节角度θ_L、θ_R定义为正(+)，而在大腿部与基本额状面相比位于伸展侧(后方)时，髋关节角度θ_L、θ_R定义为负(-)。

蓄电池以例如收容在主框架2内部的方式固定在主框架2上，向控制装置5和驱动源4L、4R供电。此外，控制装置5和蓄电池既可以分别安装在副框架3上或者收纳在副框架3中，也可以与步行辅助装置1独立地设置。

控制装置5由收纳在主框架2中的含有CPU、RAM、ROM等的电子电路单元构成，其以执行驱动源4L、4R的动作、进而使其作用于人P的辅助力的控制处理的方式构成。控制装置5以执行规定的运算处理的方式构成，意味着构成控制装置5的运算处理装置(CPU)以从存储装置(内存)读取必要的数据及应用软件，按照该软件执行该规定的运算处理的方式被程序化。

如此构成的步行辅助装置1，通过主框架2及副框架3L、3R，把以蓄电池为电源的驱动源4的动力作为步行辅助力作用于人P，藉此来辅助该人P的步行运动。

〔功能〕

如图3所示，控制装置5设有：通过基于左右的髋关节角度θ_L、θ_R执行下文将叙述的运算处理而计算左右的髋关节角度θ_L、θ_R的差分角θ(左右的腿部髋关节部的夹角)的差分角计算部21；通过基于由差分角计算部21计算的差分角θ执行下文将叙述的运算处理而计算差分角相位Φ、步行频率freq的差分角相位计算部22；以及通过基于由差分角相位计算部22计算后的差分角相位Φ执行下文将叙述的运算处理而计算针对左右的腿部的辅助力τ的辅助力计算部23。

另外，辅助力计算部23设有：振子相位运算部24，其通过基于由差分角相位计算部22算出的差分角相位及步行频率freq，来执行使用了与穿戴步行辅助装置1的人P的步行频率freq相对应的相位振子的运算处理，对与差分角相位Φ同步振动的相位振子的振子相位进行运算；以及辅助力决定部25，其通过基于由振子相位运算部24所运算的振子相位Φc执行下文将叙述的运算处理，而决定针对左右的腿部的辅助力τ。

控制装置5在接通电源而通电时，对驱动源4L、4R进行驱动，使其发挥基于髋关节角度传感器6L、6R的输出而决定的辅助力τ_L、τ_R。

差分角计算部21通过从一侧腿部(本实施例中为左腿)的髋关节角度θ_L减去另一侧腿部(右腿)的髋关节角度θ_R而算出的左右的腿部的差分角θ。即，差分角θ通过运算下述数式(1)而被计算。

θ＝θ_L-θ_R……(1)

即，如图2所示，差分角θ是左腿相对于右腿的弯曲角度，左腿与右腿相比位于弯曲侧(前方)时为正值，左腿与右腿相比位于伸展侧(后方)时为负值。由于人P在两腿并拢站立状态或蜷曲状态下，左右的髋关节角度θL、θR是相同的，所以差分角θ为零。因此，作为差分角θ的时间微分值的差分角速度ω，在左腿进行弯曲运动，右腿进行伸展运动时为正值，在左腿进行伸展运动，右腿进行弯曲运动时为负值。而且，差分角计算部21以控制装置5的规定的运算处理周期来执行上述运算处理。

此外，也可以取代在步行辅助装置1中设置左右的髋关节角度传感器6L、6R，而在主框架2等部分中设置检测左副框架3L相对于右副框架3R的相对角度的传感器，由差分角计算部21把该传感器的输出当作左右的腿部的髋关节部的差分角θ来处理。另外，在左右的腿部的姿势计测中也可以使用设有加速度传感器及陀螺传感器的IMU，将左右的腿部的矢状面上的相对于铅垂线的角度的差分作为差分角θ。

接下来，关于本实施例的图3所示的差分角相位计算部22进行说明。如图4的框图所示，差分角相位计算部22具有进行后述运算或处理的各种功能部31～39。而且，差分角相位计算部22以控制装置5的规定的运算处理周期来执行这些各功能部的处理。以下，就各功能部按顺序进行说明。

在控制装置5的各运算处理周期中，差分角相位计算部22首先执行第一低通滤波器31的处理。

第一低通滤波器31进行从与由差分角计算部21算出的差分角θ对应的信号中滤掉高频成分，使低频成分通过的低频通过(高频截止)处理。图5表示了第一低通滤波器31的波特图。如图5的(A)的增益图所示，优选将第一低通滤波器31的截止频率设定为作为使用者的人P的、通常假定的步行频率以上(2Hz～3Hz)。另外，如图5的(B)的相位图所示，从第一低通滤波器31通过的差分角θ_f，具有以频率的函数表达的相位特性

差分角相位计算部22在执行了第一低通滤波器31的处理以后，执行图4所示的差分角速度计算部32的处理。

差分角速度计算部32基于从第一低通滤波器31通过的差分角θ_f计算差分角速度ω。具体而言，差分角速度计算部32通过执行下述数式(2)的运算来计算差分角速度ω。

ω＝(θ_f＿N-θ_f＿N-1)/Tc……(2)

其中，θ_f＿N：本次处理中算出的差分角θ_f，θ_f＿N-1：前次处理中算出的差分角θ_f，Tc：处理周期。

差分角相位计算部22在执行了差分角速度计算部32的处理以后，接下来执行图4所示的差分角速度规范化部33的处理。

差分角速度规范化部33把由差分角速度计算部32算出的差分角速度ω，按照使用了一个周期前的差分角速度ω的最大值和最小值所得的规定规则进行规范化，输出所规范化的差分角速度ω_n。具体而言，差分角速度规范化部33通过执行下述数式(3)的运算(按照运算规则)而将差分角速度ω规范化。

ω_n＝(ω-(ω_MAX+ω_MIN)/2)/{(ω_MAX-ω_MIN)/2}……(3)

其中，ω_MAX：步行一个周期前的最大差分角速度，ω_MIN：步行一个周期前的最小差分角速度。

上述数式(3)所示的差分角速度ω_n的分子，表示以使前一步的步行运动中的差分角速度ω的正峰值与负峰值的绝对值相等的方式去除偏差，分母表示前一步的步行运动中的差分角速度ω的振幅。因此，通过由差分角速度规范化部33执行数式(3)的运算，而将差分角速度ω与作为穿戴者的人P的步行运动对应地规范化。

差分角相位计算部22在执行了第一低通滤波器31的处理以后，一并进行图4所示的差分角规范化部34的处理。

差分角规范化部34把从第一低通滤波器31通过的差分角θ_f，按照使用了一个周期前的差分角θ的最大值和最小值所得的规定规则进行规范化，输出所规范化的差分角θ_n。具体而言，差分角规范化部34通过执行下述数式(4)的运算(按照运算规则)而将差分角θ规范化。

θ_n＝(θ-(θ_MAX+θ_MIN)/2)/{(θ_MAX-θ_MIN)/2}……(4)

其中，θ_MAX：步行一个周期前的最大差分角，θ_MIN：步行一个周期前的最小差分角。

上述数式(4)所示的差分角θ_n的分子，表示以使前一步的步行运动中的差分角θ的正峰值与负峰值的绝对值相等的方式去除偏差，分母表示前一步的步行运动中的差分角θ的振幅。因此，通过由差分角规范化部34执行数式(4)的运算，而将差分角θ_f与作为穿戴者的人P的步行运动对应地规范化。

在执行了差分角规范化部34的处理以及差分角速度规范化部33的处理以后，差分角相位计算部22执行反正切运算部35的处理。

反正切运算部35基于由差分角规范化部34所规范化的差分角θ_n以及由差分角速度规范化部33所规范化的差分角速度ω_n，执行反正切运算，由此计算差分角相位Φ_r。具体而言，反正切运算部35通过执行下述数式(5)，如图6所示地计算差分角θ_n和差分角速度ω_n的相平面的差分角相位Φ_r。

Φ_r＝arctan(ω_n/θ_n)……(5)

如图6的相平面中示意表示的那样，根据数式(5)算出的差分角相位Φ_r，表示以左右的腿部各一步合计二步为一个周期的步行运动中的运动进行状态。

另外，差分角相位计算部22在执行了反正切运算部35的处理以后，执行第二低通滤波器36的处理。

第二低通滤波器36进行从与由反正切运算部35算出的差分角相位Φ_r对应的信号中滤掉高频成分，使低频成分通过的低频通过(高频截止)处理。优选将第二低通滤波器36的截止频率设定为不同于第一低通滤波器31，且为人P的通常假定的步行频率freq的变化频率以上(0.5Hz～1Hz)。从第二低通滤波器36通过的差分角相位Φ_f具有以频率的函数表达的相位特性

另外，差分角相位计算部22在控制装置5的各运算处理周期中，与上述处理并行地执行步行频率推定部37的处理。

步行频率推定部37基于差分角θ来推定步行频率freq。例如，步行频率推定部37使用高速傅立叶变换或者小波变换来计算步行频率freq。步行频率推定部37在计算步行频率freq时，使其与窗口函数相乘。窗口函数的区间可以选为含有多步量的差分角θ。

差分角相位计算部22在执行了步行频率推定部37的处理以及第二低通滤波器36的处理以后，执行相位延迟量推定部38的处理。

相位延迟量推定部38基于从第二低通滤波器36通过的差分角相位Φ_f所具有的相位特性从第一低通滤波器31通过的差分角θ所具有的相位特性以及由步行频率推定部37算出的步行频率freq来推定相位延迟量d_p。相位延迟量d_p通过运算下述数式(6)而被计算。

之后，差分角相位计算部22执行相位延迟补偿部39的处理。相位延迟补偿部39基于由相位延迟量推定部38算出的相位延迟量d_p，来修正从第二低通滤波器36通过的差分角相位Φ_f，并输出修正后的差分角相位Φ。具体而言，差分角相位计算部22通过如下述数式(7)所示地进行从差分角相位Φ_f中减去相位延迟量d_p的运算而计算差分角相位Φ。

Φ＝Φ_r-d_p……(7)

接下来，参照图7的框图来说明本实施例的图3所示的振子相位运算部24。振子相位运算部24作为进行后述运算或者处理的各种功能部而具有振子固有角振动频率计算部41和相位振子积分运算部42。而且，振子相位运算部24以控制装置5的规定运算处理周期来执行这些功能部41、42的处理。

振子固有角振动频率计算部41基于由图4所示的步行频率推定部37推定的步行频率freq来计算作为振子的固有角振动频率的振子固有角振动频率ω_o。具体而言，振子固有角振动频率计算部41通过执行下述数式(8)所示的运算而计算振子固有角振动频率ω_o。

ω_o＝2π×freq……(8)

此外，按照数式(7)计算的振子固有角振动频率ω_o，是基于穿戴了步行辅助装置1的人P的步行频率freq的变量，但也可以保持振子固有角振动频率计算部41作为目标步行频率而被预先设定的常数，还可以使用对步行频率freq适用了低通滤波器而得的数值。

差分角相位计算部22在执行了振子固有角振动频率计算部41的处理以后，执行相位振子积分运算部42的处理。

相位振子积分运算部42将由图4所示的相位延迟补偿部39修正的差分角相位Φ作为输入，基于上述振子的固有角振动频率ω_o输出与差分角相位Φ同步振动的相位振子的振子相位Φ_c。具体而言，相位振子积分运算部42通过求解下述数式(9)所示的微分方程式，即以考虑差分角相位Φ与相位振子的相位差的方式执行与固有角振动频率ω_o对应的相位振子的相位变化积分运算，由此计算同步振动的振子相位Φ_c。

dΦ_c/dt＝ω_o+f(Φ-Φ_c+α)……(9)

其中，f(x)表示函数，α是调整振子相位Φ_c的设定相位差。优选f(x)使用x在0附近(例如从-π/4到π/4的范围)时单调递增形式的函数。例如，作为f(x)，可以用下述数式(10)。

f(x)＝Ksin(x)……(10)

其中，K：常数。

接下来，说明本实施例的图3所示的辅助力决定部25。如图8的框图所示，辅助力决定部25具有进行后述运算或者处理的各种功能部51、52。而且，辅助力决定部25在控制装置5的规定运算处理周期内执行这些各功能部的处理。

辅助相位运算部51可以调整由振子相位运算部24运算的振子相位Φ_c，使得在应该进行辅助的定时发挥辅助力τ。具体而言，辅助相位运算部51通过执行下述数式(11)的运算而计算辅助力相位Φ_as。

Φ_as＝Φ_c-β……(11)

其中，β：辅助目标相位差。也就是说，辅助相位运算部51通过从所运算的振子相位Φ_c中减去用于在应该辅助的相位发挥辅助力τ的辅助目标相位差β，从而计算以在所设定的定时辅助的方式调整了的辅助力相位Φ_as。

另外，辅助力决定部25在执行了辅助相位运算部51的处理以后，执行左右辅助力运算部52的处理。

左右辅助力运算部52基于差分角θ的辅助力相位Φ_as进行左右的辅助力τ_L、τ_R的运算。具体而言，左右的辅助力运算部52执行下述数式(12)及(13)的运算。

τ_L＝G×sinΦ_as……(12)

τ_R＝-τ_L……(13)

其中，G：增益。增益G是用于设定辅助力的强弱的系数，对应于穿戴步行辅助装置1的人P的使用目的、使用时的身体状况等因素设定为不同的值。

或者，左右的辅助力运算部52也可以通过参照下述数式(14)的运算，即与辅助力相位Φ_as对应地预先规定有辅助力的映射图(或表格)而求出左辅助力τ_L。

τ_L＝LUT(Φ_as)……(14)

在这种情况下，如果映射图中所规定的辅助力是考虑了辅助目标相位差β而规定的，则也可以不设辅助相位运算部51，而由左右辅助力运算部52使用振子相位Φ_c按下述数式(15)来求出左辅助力τ_L。

τ_L＝LUT(Φ_c)……(15)

控制装置5在规定的运算处理周期里执行以上的处理，以发挥算出的左右的辅助力τ_L、τ_R的方式向左右的驱动源4L、4R供电，由此辅助穿戴步行辅助装置1的人P的步行运动。

图9是在使用以往的算法(从瘫痪侧的髋关节角度推定腿的相位)的情况(点线)下和使用本发明的算法的情况(虚线)下，以经过时间为横轴来表示以基于偏瘫患者在穿戴有装置时的瘫痪侧髋关节角度(实线)及所推定的相位而得到的波形的变化的时间图。此外，纵轴的“+”表示弯曲侧髋关节角度，纵轴的“-”表示伸展侧髋关节角度。

对于由实线所示的进行步行模式的患者，在以往的方法(点线)中，从髋关节角度进行的相位推定不正确，存在把向进展方向的运动识别为弯曲的期间，另外高频成分也较多。即，当把设想为弯曲运动的区间误识别为正在伸展运动时，则会输出与辅助运动的扭矩相反的扭矩。另外，如果高频成分多，则会感觉不舒服、辅助扭矩大的情况下，还有因该急剧变化而诱发跌倒的可能性。

针对这一情况，在本发明中，如用虚线所示的那样，弯曲和伸展与步行的频率结合地交替推定，高频成分也变少。所以，能够顺畅、恰当地输出做弯曲运动时以及做伸展运动时对运动进行辅助的扭矩。

像这样，如图3所示，本发明的控制装置5构成为，在差分角计算部21中计算作为使用者的人P的左右的腿髋关节部的差分角θ，在差分角相位计算部22中基于差分角θ来计算差分角相位Φ，在辅助力计算部23中基于差分角相位Φ来计算应该对人P给予的辅助力τ。由此，步行辅助装置1不仅在健康的正常人穿戴的情况下，而且在有偏瘫疾患的人P穿戴的情况下，不论左右的哪条腿是有疾患的腿，都能从髋关节可动范围大的健康腿提取周期性运动，因此不必进行繁杂的参数设定，即可恰当地计算步行运动的相位Φ，生成与穿戴者(人P)相对应的辅助力τ。

也就是说，在瘫痪侧的腿的活动不是周期性的活动的情况下，或者即便是周期性的活动，活动的变动也比较大的情况下，有时用以往的方法不能在所期望的定时产生所期望的辅助力τ。针对这种情况，在本发明中，通过使用左右的腿髋关节部的差分角θ，能够稳定地推定步行的相位Φ，在恰当的定时的周期性的辅助力τ的给予成为可能。

另外，对于急性期的偏瘫患者等步行周期不规则的患者或步行的左右对称性低的使用者，也能在恰当的定时给予辅助力τ，同时对于处在逐渐恢复的维持期的偏瘫患者或健康的正常人等进行对称性高的步行的使用者，通过相同的算法，不进行特别的设定变更就可以进行在恰当定时的辅助。

而且，在诸如行礼那样的左右的髋关节进行同相活动的情况下，对于以往的方法会有尽管没有步行也产生辅助力的担心，而在像本发明这样使用了差分角θ的情况下，由于最初辅助力运算时所使用的差分角θ没有变化，从原理上就不会产生不需要的辅助力τ的缘故，所以不用进行特别处理就能做到仅对步行运动给予辅助力τ。

差分角相位计算部22构成为，具有对差分角θ进行滤波处理的第一低通滤波器31和对差分角相位Φ_r进行滤波处理的第二低通滤波器36，在步行频率推定部37中，基于差分角θ推定步行频率freq，在相位延迟量推定部38中，基于步行频率freq推定因两个低通滤波器31、36而引起的相位延迟量d_p，在相位延迟补偿部39中，基于相位延迟量d_p对经滤波处理的差分角相位Φ_f的相位延迟进行补偿。由此，包含在差分角θ中的噪声在第一低通滤波器31中被滤掉，基于反正切运算的差分角相位推定的精度提高。另一方面，第一低通滤波器31由于是针对差分角θ的滤波器，所以必须将截止频率设定得比较高。由此，仅适用第一低通滤波器31而易于留有推定误差。于是，通过对差分角相位Φ_r适用针对相位的第二低通滤波器36，能够适用截止频率低的低通滤波器，相位推定精度进一步提高。而且，由于因两个低通滤波器31、36而引起的相位延迟得到补偿，所以即使应用截止频率低的滤波器，辅助相位也不会延迟，能够以更高的精度辅助穿戴步行辅助装置1的人P的步行运动。

另外，如图3所示，辅助力计算部23构成为，在振子相位运算部24中，基于与从差分角θ求出的人P的步行频率freq相对应的固有角振动频率ω_o来运算与差分角相位Φ同步振动的振子相位Φ_c，在辅助力决定部25中，基于由振子相位运算部24所运算的振子相位Φ_c决定辅助力τ。由此，即使在差分角相位Φ急剧变化的情况下，或者在变动持续进行的情况下，差分角相位Φ基于相位振子的自持振荡而以更加均等的速度进行变化的方式被修正，由此会在更恰当的相位发挥辅助力τ。

另外，如图8所示，辅助力决定部25构成为，在辅助相位运算部51中，对振子相位Φ_c以使其成为在应该辅助的相位发挥辅助力的辅助力相位Φ_as的方式进行调整，在左右的辅助力运算部52中，基于由辅助相位运算部51调整了的辅助力相位Φ_as进行左右的辅助力τ_L、τ_R的运算。由此，能够在对步行运动的辅助效果最高的相位恰当地发挥辅助力的方式进行调整。

实施例2

接下来，参照图10来说明本发明的实施例2。

图10表示实施例1的步行辅助装置1中的图3所示的差分角计算部21的变形例。本实施例的其他构成、功能均与实施例1相同，省略了与图1相对应的图示，仅就不同于实施例1的部分进行说明。在以后的实施例中也都与此同样处理。

本实施例中，如图10所示，取代实施例1中左右的髋关节角度传感器6L、6R而使用的绝对式的绝对角度传感器，而设置检测左右的副框架3L、3R相对于主框架2的相对角度的增量式角度传感器61L、61R。差分角计算部21基于这些增量式角度传感器61L、61R的输出而计算差分角θ。

差分角计算部21具有：计数及角度运算部62L、62R，其基于从增量式角度传感器61L、61R输出的信号，来运算与左右的副框架3L、3R相对于主框架2的角度相对应的腿部的髋关节角度θ_L、θ_R；以及差分角运算部63，其基于由计数及角度运算部62L、62R所运算的左右的髋关节角度θ_L、θ_R，来运算左右的腿部髋关节部的差分角θ。与实施例1同样地，差分角运算部63通过执行上述数式(1)而进行差分角θ的运算。

即使步行辅助装置1像这样构成，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。此外，也可以取代增量式角度传感器61L、61R，在左右分别设置多个霍尔传感器，计数及角度运算部62L、62R基于从霍尔传感器输出的磁信号、霍尔状态信号来运算腿部的髋关节角度θ_L、θ_R。

实施例3

图11表示实施例3的差分角计算部21的构成。

在本实施例中，取代实施例1的左右的髋关节角度传感器6L、6R，而在步行辅助装置1中设置：检测左右的副框架3L、3R的前后加速度的左大腿G传感器71L和右大腿G传感器71R；以及检测左右的副框架3L、3R的角速度ω_3L、ω_3R的左大腿陀螺传感器72L和右大腿陀螺传感器72R。差分角计算部21基于这些传感器71L、71R、72L、72R的输出而计算差分角θ。

差分角计算部21具有：左右的捷联(strap down)姿态推定部73L、73R，其基于所对应的大腿G传感器71L、71R及大腿陀螺传感器72L、72R的检测信号，来执行捷联式姿态推定运算，并推定所对应的姿态角向量B_L、B_R；和差分角运算部74，其基于由捷联姿态推定部73L、73R推定的左右的姿态角向量B_L、B_R，来运算左右的腿部髋关节部的差分角θ。捷联姿态推定部73进行公知的捷联式运算，其中只使用与矢状面上的髋关节动作有关的参数。差分角计算部21像这样构成，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。

实施例4

图12表示实施例4的差分角计算部21的构成。

在本实施例中，取代实施例1的左右的髋关节角度传感器6L、6R，而在步行辅助装置1中设置检测左右的副框架3L、3R的角速度ω_3L、ω_3R的左大腿角速度传感器81L及右大腿角速度传感器81R。差分角计算部21基于这些传感器81L、81R的输出而计算差分角θ。大腿角速度传感器81L、81R由例如陀螺传感器构成。

差分角计算部21具有：左右的角速度积分运算部82L、82R，其基于由所对应的大腿角速度传感器81L、81R输出的左右的角速度ω_3L、ω_3R的检测信号，来运算通过对这些值进行积分运算而对应的大腿的角度即髋关节角度θ_L、θ_R；和差分角运算部83，其基于由左右的角速度积分运算部82L、82R所运算的左右的髋关节角度θ_L、θ_R，来运算左右的腿部髋关节部的差分角θ。与实施例1同样，差分角运算部83通过执行上述数式(1)而运算差分角θ。差分角计算部21像这样构成，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。在这种构成的情况下，为了不使由所述角速度积分运算部所运算的值离散，优选对左右的角速度ω_3L、ω_3R的检测信号应用低频截止滤波器。

实施例5

图13表示实施例1的步行辅助装置1中的图3所示的差分角相位计算部22的变形例。在实施例5～实施例7中，对于与实施例1的图4所示的差分角相位计算部22的构成要素和功能共通的要素标注相同的附图标记，以与实施例1的构成不同的点为中心进行说明。

在本实施例中，没有设置图4中的第二低通滤波器36。由此，相位延迟量推定部38基于从第一低通滤波器31通过的差分角θ所具有的相位特性以及由步行频率推定部37算出的步行频率freq，如下述数式(16)所示地推定相位延迟量d_p。

差分角相位计算部22像这样构成，在差分角波形的高频成分少的情况下，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。

实施例6

图14表示实施例6的差分角相位计算部22的构成。在本实施例中，没有设置图4中的第一低通滤波器31。由此，相位延迟量推定部38基于从第二低通滤波器36通过的差分角相位Φ_f所具有的相位特性以及由步行频率推定部37算出的步行频率freq，如下述数式(17)所示地推定相位延迟量d_p。

差分角相位计算部22像这样构成，在差分角波形的高频成分少的情况下，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。

实施例7

图15表示实施例7的差分角相位计算部22的构成。

在本实施例中，没有设置图4中的差分角速度计算部32及差分角速度规范化部33，取代反正切运算部35而设置有差分角-相位映射图部91。差分角-相位映射图部91具有映射图，该映射图预先定义了与基于计测数据所规范化的差分角θ_n相对应的差分角相位Φ_r，通过基于所规范化的差分角θ_n并参照映射图而决定差分角相位Φ_r。

差分角相位计算部22像这样构成，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。

实施例8

图16及图17表示实施例1的步行辅助装置1中的图3所示的辅助力计算部23(振子相位运算部24及辅助力决定部25)的变形例。

如图16所示，本实施例的振子相位运算部24具有与图7所示同样的振子固有角振动频率计算部41，同时，取代图7中的相位振子积分运算部42，设有基准相位振子积分运算部101以及左右的相位振子积分运算部102L、102R。

基准相位振子积分运算部101把由相位延迟补偿部39(图4)修正后的差分角相位Φ作为输入，基于由振子固有角振动频率计算部41所运算的振子固有角振动频率ω_o，来运算与差分角相位Φ同步振动的基准振子的振子相位Φ_b，并将所运算的差分角的基准振子相位Φ_b输出。具体而言，基准相位振子积分运算部101通过执行求解下述数式(18)所示的微分方程式的积分运算，来计算同步振动的基准振子相位Φ_b。

dΦ_b/dt＝ω_o+f(Φ-Φ_b+α_b)……(18)

其中，f(x)表示函数，α_b是调整基准振子相位Φ_b的设定相位差。优选f(x)使用x在0附近(例如从-π/4到π/4的范围)时单调递增形式的函数。例如，作为f(x)，可以用下述数式(19)。

f(x)＝K_bsin(x)……(19)

其中，K_b：常数。

左右的相位振子积分运算部102L、102R把由基准相位振子积分运算部101所运算的基准振子相位Φ_b作为输入，基于由振子固有角振动频率计算部41所运算的振子固有角振动频率ω_o，来运算与基准振子相位Φ_b同步振动的左右的振子各自的振子相位Φ_cL、Φ_cR，将所运算的左右的振子相位Φ_cL、Φ_cR输出。由于左右的处理是同样的，所以以左相位振子积分运算部102L的处理为例进行具体说明。左相位振子积分运算部102L通过执行求解下述数式(20)所示的微分方程式的积分运算，来计算与基准振子相位Φ_b同步振动的左振子相位Φ_cL。

dΦ_cL/dt＝ω_o+f(Φ_b-Φ_cL+α_L)……(20)

其中，f(x)表示函数，α_L是调整左腿的振子相位Φ_cL的设定相位差。优选f(x)使用x在0附近(例如从-π/4到π/4的范围)时单调递增形式的函数，例如，用下述数式(21)。

f(x)＝K_Lsin(x)……(21)

其中，K_L：常数。

此外，也可以只使用数式(20)中的设定相位差α_L以及数式(18)中的设定相位差α_b中的任意一个。

如图17所示，本实施例的辅助力决定部25具有左右的辅助相位运算部111L、111R和左右的辅助力运算部112L、112R。左右的辅助相位运算部111L、111R调整由对应的相位振子积分运算部102L、102R(图16)所运算的左右的振子相位Φ_cL、Φ_cR，以使其分别成为在应该辅助的相位(定时)发挥辅助力τ的左右的辅助力相位Φ_asL、Φ_asR。具体而言，左辅助相位运算部111L通过执行下述数式(22)的运算而计算左辅助力相位Φ_asL，右辅助相位运算部111R通过执行下述数式(23)运算而计算右辅助力相位Φ_asR。

Φ_asL＝Φ_L-β_L……(22)

Φ_asR＝Φ_R-β_R……(23)

其中，β_L：左辅助目标相位差，β_R：右辅助目标相位差。

另外，左右的辅助力运算部112L、112R基于差分角θ的左右的辅助力相位Φ_asL、Φ_asR来运算左右的辅助力τ_L、τ_R。具体而言，左辅助力运算部112L通过执行下述数式(24)的运算而计算左辅助力τ_L，右辅助力运算部112R通过执行下述数式(25)的运算而计算右辅助力τ_R。

τ_L＝G×sinΦ_asL……(24)

τ_L＝G×sinΦ_asR……(25)

或者，也可以与上述实施例1同样，左右的辅助力运算部112L、112R通过参照与相应的辅助力相位Φ_asL、Φ_asR对应地预先规定有辅助力τ_L、τ_R的映射图(或者表格)，来求出左右的辅助力τ_L、τ_R。

即使辅助力计算部23这样构成，也能够得到与实施例1同样的作用、效果。另外，由于左右的辅助力τ_L、τ_R独立地计算，所以能够对应于穿戴步行辅助装置1的人P的左右的腿的状态等，给左右的辅助力τ_L、τ_R设定恰当的差之后，对人P的步行运动进行更加顺畅的辅助。

通过以上部分，完成了具体实施方式的说明，但本发明并不限定于上述实施方式，而可以广泛变形后进行实施。例如，在上述实施方式中，为了使非周期性的步行变得更具有周期性，而使用相位振子来修正差分角相位Φ，但是也可以为，辅助力计算部23不具有振子相位运算部24，辅助力决定部25基于由差分角相位计算部22计算的差分角相位Φ来决定辅助力τ。另外，上述实施方式中示出的算法、算式表示一例，但并不限定于这些算法、算式。除此之外，各部件、功能部的具体构成、配置、数量、数值、运算方法，顺序等等，在不脱离本发明的主旨的范围内可以进行适宜的变更。另外，也可以将上述实施例进行组合。而且，上述实施方式中示出的步行辅助装置1的各构成、要素均为非必要的，可以适当进行选择。