本發明涉及對穿戴者的步行運動進行輔助的步行輔助裝置。

背景技術：

近年來，大量進行著用于福利、醫療方面的穿戴型動作輔助裝置的研究。作為這樣的動作輔助裝置的控制，而公知一種實現人與裝置的協調運動的協調控制這一控制方式(參照專利文獻1)。對于協調控制，通過提高裝置對人的協調性，而期待著將動作輔助裝置用作實現與人的動作定時相匹配的運動輔助裝置，或者將動作輔助裝置用作通過先于人的動作提供輔助力來進行恰當的活動訓練的運動訓練康復裝置。在專利文獻1的動作輔助裝置中，在生成協調控制的運動模式中使用了神經振子的相互抑制模型。

另外，還提出了動作輔助裝置等，其采用將穿戴者的動作相位作為相位振子的輸入振動的相位振子模型，針對人的動作產生任意的相位差而動作(參照專利文獻2)。

現有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：國際申請公開公報2009/084387號

專利文獻2：國際申請公開公報2013/094747號

可是，在因偏癱等疾患而在時間及/或空間上不對稱地步行的患者穿戴步行輔助裝置的情況下，癱瘓側的腿的活動程度比健康腿側小，且非周期性活動傾向強，所以多數情況下步行中腿的運動相位推定是困難的。當步行輔助裝置將依據該推定誤差大的相位推定結果所生成的輔助力(Assist Torque)給予至患者的腿時，由于輔助力可能會與穿戴者的活動不完全協調，結果可能會使患者的步態不穩定化。

專利文獻1、2中，關于偏癱患者的適應例沒有具體敘述。然而，同文獻記載的動作輔助裝置使用的是從每一關節的動作計測數據來推定相位的方法。由此，在假定適用于偏癱患者等情況下，癱瘓側的相位推定是困難的，存在不能生成恰當的輔助力的可能性。

這里，在將其適用于偏癱患者的時候，可以想到的方法是根據健康腿側的周期性運動來輔助疾患腿的非周期性運動。即，即便是偏癱患者，只要健康側的腿的活動是周期性的，那么基于僅關注健康腿的活動來推定健康腿的步行相位，并使相反側腿的活動與該健康腿的步行相位錯開180度這樣的前提下，就有可能決定輔助力。

然而在上述方法中，必須預先掌握健康腿是左右的哪一側的腿，必須將這一信息輸入到輔助裝置中。

技術實現要素：

鑒于這樣的背景，本發明所要解決的問題是，提供一種步行輔助裝置，其即使是在由偏癱患者等進行穿戴的情況下，也無需進行繁雜的參數設定，就能對疾患腿的左右的非對稱步行給予恰當的周期性輔助。

為了解決上述問題，本發明的步行輔助裝置1具有：由使用者穿戴的主框架2；配置于所述主框架的驅動源4；左右的傳遞部件3L、3R，其以能夠以所述使用者的髖關節部為中心位移的方式連結于所述主框架，其將所述驅動源的輸出作為輔助力傳遞給所述使用者的腿；和對所述驅動源的輔助力進行控制的控制裝置5，其中，所述控制裝置具有：計算所述使用者的左右的髖關節角度的差分角θ的角計算部21；基于所述差分角來計算差分角相位Φ的差分角相位計算部22；和基于所述差分角相位來計算應該向所述使用者給予的輔助力τ的輔助力計算部23。

如以上結構所述，通過利用左右的髖關節角度的差分角，不僅健康的正常人，即使是在有偏癱疾患的患者穿戴的情況下，無論左右的哪條腿是疾患腿，都能夠從要素中含有髖關節可動范圍大的健康腿的差分角提取周期性運動，由此不必進行繁雜的參數設定，就能恰當地計算步行運動的相位，生成與穿戴者即用戶對應的輔助力，針對左右非對稱的步行給予在恰當定時的周期性輔助力。

另外，在上述發明中，所述差分角相位計算部22構成為，具有：基于所述差分角來計算該差分角的角速度即差分角速度ω的差分角速度計算部32；將所述差分角速度規范化的差分角速度規范化部33；將所述差分角θ規范化的差分角規范化部34；以及通過進行反正切運算來計算所述差分角相位的反正切運算部35，其中，所述反正切運算使用了由所述差分角速度規范化部所規范化的所述差分角速度ωn和由所述差分角規范化部所規范化的所述差分角θn。

另外，在上述發明中，也可以構成為，將所述差分角相位計算部22具有：將所述差分角規范化的差分角規范化部34；和映射圖部91，其使用預先定義有與所規范化的所述差分角θn對應的所述差分角相位的映射圖，基于所規范化的所述差分角來決定所述差分角相位。

另外，在上述發明中，也可以構成為，所述差分角相位計算部22還具有：對所述差分角和所述差分角相位中至少一方進行濾波處理的濾波部31、36；基于所述差分角來推定步行頻率freq的步行頻率推定部37；基于所述步行頻率來推定因所述濾波部引起的相位延遲量dp的相位延遲量推定部38；和基于所述相位延遲量對所述差分角相位的相位延遲進行補償的相位延遲補償部39。

根據這一構成，由于包含在差分角中的腳部接地時等的噪聲在濾波部被濾掉，使得精度更高的相位推定成為可能，并且由于能夠預先從相位特性對因濾波部引起的相位延遲進行補償，所以能夠對穿戴者的步行運動進行更高精度的輔助。

另外，在上述發明中，能夠構成為，所述輔助力計算部23具有：進行與所述差分角相位同步振動的振子的相位運算的振子相位運算部24；和基于由所述振子相位運算部所運算的振子相位Φ_c決定所述輔助力的輔助力決定部25。

根據這一構成，即使在諸如差分角相位急劇變化的情況下，或者變動持續進行的情況下，差分角相位也基于振子的自持振蕩而被修正為以更加均等的速度變化的相位，由此能夠在更加恰當的相位進行輔助。

另外，在上述發明中構成為，所述振子相位運算部24具有：振子固有角振動頻率計算部41，其計算與從所述差分角求得的所述使用者的步行頻率freq相對應的相位振子的固有角振動頻率ω_o；和相位振子積分運算部42，其通過以考慮所述差分角相位與所述相位振子的相位差Φ-Φ_c的方式進行所述相位振子的相位變化的積分運算而計算所述振子相位Φc。

另外，在上述發明中，也可以構成為，所述振子固有角振動頻率計算部使用基于所述差分角算出的所述步行頻率來決定所述相位振子的所述固有角振動頻率。

另外，在上述發明中，也可以構成為，所述輔助輸出計算部25具有：輔助相位運算部51，其根據所述差分角相位來運算以在應該輔助的定時發揮所述輔助力的方式調整了的輔助力相位Φ_as；和左右輔助力運算部52，其基于輔助力相位來運算左右的所述輔助力τ_L，τ_R。

根據這一構成，能夠在對步行運動的輔助效果最高的相位恰當地發揮輔助力。

另外，在上述發明中，可以構成為，具有：左輔助相位運算部111L，其以使所述差分角相位成為在應該輔助左腿的相位發揮所述輔助力的左腿用輔助力相位Φ_asL的方式調整所述差分角相位；基于左腿用輔助力相位來運算左輔助力τ_L的左輔助力運算部112L；右輔助相位運算部111R，其以使所述差分角相位成為在應該輔助右腿的相位發揮所述輔助力的右腿用輔助力相位Φ_asR的方式調整所述差分角相位；和基于右腿用輔助力相位來運算右輔助力τ_R的右輔助力運算部112R。

根據這一構成，由于左右的輔助力獨立地計算，所以能夠對應于穿戴者的左右的腿狀態等，給左右的輔助力設定恰當的差而對穿戴者的步行運動進行更加順暢的輔助。

發明的效果

這樣，根據本發明能夠提供一種步行輔助裝置，其不必進行繁雜的參數設定，即使是在偏癱患者等進行穿戴的情況下，針對疾患腿的左右非對稱的步行，也能給予恰當的周期性的輔助。

附圖說明

圖1是實施例1的步行輔助裝置的構成圖。

圖2是關于關節角度及差分角的說明圖。

圖3是表示圖1所示控制裝置的構成的框圖。

圖4是表示圖3所示的差分角相位計算部的構成的框圖。

圖5是圖4所示的第一低通濾波器的波特圖。

圖6是關于差分角相位的說明圖；

圖7是表示圖3所示的振子相位運算部的構成的框圖。

圖8是表示圖3所示的輔助力決定部的構成的框圖。

圖9是表示實施例1的步行輔助裝置的效果的時間圖。

圖10是表示實施例2的差分角計算部的構成的框圖。

圖11是表示實施例3的差分角計算部的構成的框圖。

圖12是表示實施例4的差分角計算部的構成的框圖。

圖13是表示實施例5的差分角相位計算部的構成的框圖。

圖14是表示實施例6的差分角相位計算部的構成的框圖。

圖15是表示實施例7的差分角相位計算部的構成的框圖。

圖16是表示實施例8的振子相位運算部的構成的框圖。

圖17是表示實施例8的輔助力決定部的構成的框圖。

附圖標記說明

1 步行輔助裝置

2 主框架

3(3L、3R) 副框架(傳遞部件)

4(4L、4R) 驅動源

5 控制裝置

6(6L、6R) 髖關節角度傳感器

21 差分角計算部

22 差分角相位計算部

23 輔助力計算部

24 振子相位運算部

25 輔助力決定部

31 第一低通濾波器

32 差分角速度計算部

33 差分角速度規范化部

34 差分角規范化部

35 反正切運算部

36 第二低通濾波器

37 步行頻率推定部

38 相位延遲量推定部

39 相位延遲補償部

41 振子固有角振動頻率計算部

42 相位振子積分運算部

51 輔助相位運算部

52 左右輔助力運算部

91 差分角-相位映射圖部

111L 左輔助相位運算部

111R 右輔助相位運算部

112L 左輔助力運算部

112R 右輔助力運算部

P 人(穿戴者、使用者)

d_p 相位延遲量

freq 步行頻率

Φ 差分角相位

Φ_c 振子相位

Φ_as 輔助力相位

Φ_asL 左輔助力相位

Φ_asR 右輔助力相位

θ_L 左腿髖關節角度

θ_R 右腿髖關節角度

θ 差分角

θ_n 所規范化的差分角

τ 輔助力(Assist Torque)

τ_L 左輔助力

τ_R 右輔助力

ω 差分角速度

ω_n 所規范化的差分角速度

ω_o 振子固有角振動頻率

具體實施方式

參照圖1～圖17說明本發明的實施方式。這里，為了對腿等的左右的進行區別而在附圖標記后面加了“L”及“R”，但是在沒有必要區別左右的情況下，或者在對有左右成分的向量進行表現的情況下，省略該標記。另外，為了區別腿(具體而言大腿部)的彎曲運動(前方運動)和伸展運動(后方運動)而使用標記“+”和“-”。

實施例1

〔構成〕

如圖1所示，步行輔助裝置1具有：穿戴在作為使用者的人P的軀干上的主框架2；以能夠以人P的髖關節部為中心位移的方式連結于主框架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相對于主框架2位移的左右的驅動源4L、4R；以控制左右的驅動源4L、4R的動作的方式構成的控制裝置5(參照圖3)；對左右的副框架3L、3R相對于主框架2的角度進行檢測的左右的髖關節角度傳感器6L、6R；和對左右的驅動源4L、4R及控制裝置5供電的蓄電池(未圖示)。

主框架2由硬質樹脂、金屬等剛性材料與纖維等柔軟材料組合而構成，通過連結于主框架2的腰帶11而穿戴在人P的腰部。在主框架2的前表面(與腰部的背面相對的位置)，安裝有由柔軟材料形成的腰部防護件12。

副框架3L、3R具有腿部防護件13L、13R和臂部14L、14R。腿部防護件13由剛性材料和柔軟材料組合而構成，穿戴在左右的大腿部。臂部14由硬質樹脂或金屬形成，沿大腿部向下方延伸，將驅動源4的輸出軸與腿部防護件13連結。也就是說，副框架3L、3R經由驅動源4連結于主框架2。

驅動源4由電動機構成，適當具有減速機構和柔性機構之一或二者。驅動源4從蓄電池供給由控制裝置5以使發揮規定的輔助力(Assist Torque)τ的方式控制的電力，而對該臂部14施加動力。施加到臂部14上的動力，經由腿部防護件13被傳遞給人P的腿部。

髖關節角度傳感器6由配置在人P的腰部側面的絕對式角度傳感器構成，通過檢測左右的副框架3L、3R相對于主框架2的角度(絕對角度)，來輸出與相應的腿部髖關節角度θ_L、θ_R對應的信號。從髖關節角度傳感器6輸出的表示髖關節角度θ_L、θ_R的信號被輸入到控制裝置5中。

如圖2所示，髖關節角度θ_L、θ_R定義為，從矢狀面的法線方向觀察人P時，表示基本額狀面的直線線段與表示大腿部的直線線段所成的角度。在大腿部與基本額狀面相比位于彎曲側(前方)時，髖關節角度θ_L、θ_R定義為正(+)，而在大腿部與基本額狀面相比位于伸展側(后方)時，髖關節角度θ_L、θ_R定義為負(-)。

蓄電池以例如收容在主框架2內部的方式固定在主框架2上，向控制裝置5和驅動源4L、4R供電。此外，控制裝置5和蓄電池既可以分別安裝在副框架3上或者收納在副框架3中，也可以與步行輔助裝置1獨立地設置。

控制裝置5由收納在主框架2中的含有CPU、RAM、ROM等的電子電路單元構成，其以執行驅動源4L、4R的動作、進而使其作用于人P的輔助力的控制處理的方式構成。控制裝置5以執行規定的運算處理的方式構成，意味著構成控制裝置5的運算處理裝置(CPU)以從存儲裝置(內存)讀取必要的數據及應用軟件，按照該軟件執行該規定的運算處理的方式被程序化。

如此構成的步行輔助裝置1，通過主框架2及副框架3L、3R，把以蓄電池為電源的驅動源4的動力作為步行輔助力作用于人P，藉此來輔助該人P的步行運動。

〔功能〕

如圖3所示，控制裝置5設有：通過基于左右的髖關節角度θ_L、θ_R執行下文將敘述的運算處理而計算左右的髖關節角度θ_L、θ_R的差分角θ(左右的腿部髖關節部的夾角)的差分角計算部21；通過基于由差分角計算部21計算的差分角θ執行下文將敘述的運算處理而計算差分角相位Φ、步行頻率freq的差分角相位計算部22；以及通過基于由差分角相位計算部22計算后的差分角相位Φ執行下文將敘述的運算處理而計算針對左右的腿部的輔助力τ的輔助力計算部23。

另外，輔助力計算部23設有：振子相位運算部24，其通過基于由差分角相位計算部22算出的差分角相位及步行頻率freq，來執行使用了與穿戴步行輔助裝置1的人P的步行頻率freq相對應的相位振子的運算處理，對與差分角相位Φ同步振動的相位振子的振子相位進行運算；以及輔助力決定部25，其通過基于由振子相位運算部24所運算的振子相位Φc執行下文將敘述的運算處理，而決定針對左右的腿部的輔助力τ。

控制裝置5在接通電源而通電時，對驅動源4L、4R進行驅動，使其發揮基于髖關節角度傳感器6L、6R的輸出而決定的輔助力τ_L、τ_R。

差分角計算部21通過從一側腿部(本實施例中為左腿)的髖關節角度θ_L減去另一側腿部(右腿)的髖關節角度θ_R而算出的左右的腿部的差分角θ。即，差分角θ通過運算下述數式(1)而被計算。

θ＝θ_L-θ_R……(1)

即，如圖2所示，差分角θ是左腿相對于右腿的彎曲角度，左腿與右腿相比位于彎曲側(前方)時為正值，左腿與右腿相比位于伸展側(后方)時為負值。由于人P在兩腿并攏站立狀態或蜷曲狀態下，左右的髖關節角度θL、θR是相同的，所以差分角θ為零。因此，作為差分角θ的時間微分值的差分角速度ω，在左腿進行彎曲運動，右腿進行伸展運動時為正值，在左腿進行伸展運動，右腿進行彎曲運動時為負值。而且，差分角計算部21以控制裝置5的規定的運算處理周期來執行上述運算處理。

此外，也可以取代在步行輔助裝置1中設置左右的髖關節角度傳感器6L、6R，而在主框架2等部分中設置檢測左副框架3L相對于右副框架3R的相對角度的傳感器，由差分角計算部21把該傳感器的輸出當作左右的腿部的髖關節部的差分角θ來處理。另外，在左右的腿部的姿勢計測中也可以使用設有加速度傳感器及陀螺傳感器的IMU，將左右的腿部的矢狀面上的相對于鉛垂線的角度的差分作為差分角θ。

接下來，關于本實施例的圖3所示的差分角相位計算部22進行說明。如圖4的框圖所示，差分角相位計算部22具有進行后述運算或處理的各種功能部31～39。而且，差分角相位計算部22以控制裝置5的規定的運算處理周期來執行這些各功能部的處理。以下，就各功能部按順序進行說明。

在控制裝置5的各運算處理周期中，差分角相位計算部22首先執行第一低通濾波器31的處理。

第一低通濾波器31進行從與由差分角計算部21算出的差分角θ對應的信號中濾掉高頻成分，使低頻成分通過的低頻通過(高頻截止)處理。圖5表示了第一低通濾波器31的波特圖。如圖5的(A)的增益圖所示，優選將第一低通濾波器31的截止頻率設定為作為使用者的人P的、通常假定的步行頻率以上(2Hz～3Hz)。另外，如圖5的(B)的相位圖所示，從第一低通濾波器31通過的差分角θ_f，具有以頻率的函數表達的相位特性

差分角相位計算部22在執行了第一低通濾波器31的處理以后，執行圖4所示的差分角速度計算部32的處理。

差分角速度計算部32基于從第一低通濾波器31通過的差分角θ_f計算差分角速度ω。具體而言，差分角速度計算部32通過執行下述數式(2)的運算來計算差分角速度ω。

ω＝(θ_f＿N-θ_f＿N-1)/Tc……(2)

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

差分角相位計算部22在執行了差分角速度計算部32的處理以后，接下來執行圖4所示的差分角速度規范化部33的處理。

差分角速度規范化部33把由差分角速度計算部32算出的差分角速度ω，按照使用了一個周期前的差分角速度ω的最大值和最小值所得的規定規則進行規范化，輸出所規范化的差分角速度ω_n。具體而言，差分角速度規范化部33通過執行下述數式(3)的運算(按照運算規則)而將差分角速度ω規范化。

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

其中，ω_MAX：步行一個周期前的最大差分角速度，ω_MIN：步行一個周期前的最小差分角速度。

上述數式(3)所示的差分角速度ω_n的分子，表示以使前一步的步行運動中的差分角速度ω的正峰值與負峰值的絕對值相等的方式去除偏差，分母表示前一步的步行運動中的差分角速度ω的振幅。因此，通過由差分角速度規范化部33執行數式(3)的運算，而將差分角速度ω與作為穿戴者的人P的步行運動對應地規范化。

差分角相位計算部22在執行了第一低通濾波器31的處理以后，一并進行圖4所示的差分角規范化部34的處理。

差分角規范化部34把從第一低通濾波器31通過的差分角θ_f，按照使用了一個周期前的差分角θ的最大值和最小值所得的規定規則進行規范化，輸出所規范化的差分角θ_n。具體而言，差分角規范化部34通過執行下述數式(4)的運算(按照運算規則)而將差分角θ規范化。

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

其中，θ_MAX：步行一個周期前的最大差分角，θ_MIN：步行一個周期前的最小差分角。

上述數式(4)所示的差分角θ_n的分子，表示以使前一步的步行運動中的差分角θ的正峰值與負峰值的絕對值相等的方式去除偏差，分母表示前一步的步行運動中的差分角θ的振幅。因此，通過由差分角規范化部34執行數式(4)的運算，而將差分角θ_f與作為穿戴者的人P的步行運動對應地規范化。

在執行了差分角規范化部34的處理以及差分角速度規范化部33的處理以后，差分角相位計算部22執行反正切運算部35的處理。

反正切運算部35基于由差分角規范化部34所規范化的差分角θ_n以及由差分角速度規范化部33所規范化的差分角速度ω_n，執行反正切運算，由此計算差分角相位Φ_r。具體而言，反正切運算部35通過執行下述數式(5)，如圖6所示地計算差分角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)

如圖6的相平面中示意表示的那樣，根據數式(5)算出的差分角相位Φ_r，表示以左右的腿部各一步合計二步為一個周期的步行運動中的運動進行狀態。

另外，差分角相位計算部22在執行了反正切運算部35的處理以后，執行第二低通濾波器36的處理。

第二低通濾波器36進行從與由反正切運算部35算出的差分角相位Φ_r對應的信號中濾掉高頻成分，使低頻成分通過的低頻通過(高頻截止)處理。優選將第二低通濾波器36的截止頻率設定為不同于第一低通濾波器31，且為人P的通常假定的步行頻率freq的變化頻率以上(0.5Hz～1Hz)。從第二低通濾波器36通過的差分角相位Φ_f具有以頻率的函數表達的相位特性

另外，差分角相位計算部22在控制裝置5的各運算處理周期中，與上述處理并行地執行步行頻率推定部37的處理。

步行頻率推定部37基于差分角θ來推定步行頻率freq。例如，步行頻率推定部37使用高速傅立葉變換或者小波變換來計算步行頻率freq。步行頻率推定部37在計算步行頻率freq時，使其與窗口函數相乘。窗口函數的區間可以選為含有多步量的差分角θ。

差分角相位計算部22在執行了步行頻率推定部37的處理以及第二低通濾波器36的處理以后，執行相位延遲量推定部38的處理。

相位延遲量推定部38基于從第二低通濾波器36通過的差分角相位Φ_f所具有的相位特性從第一低通濾波器31通過的差分角θ所具有的相位特性以及由步行頻率推定部37算出的步行頻率freq來推定相位延遲量d_p。相位延遲量d_p通過運算下述數式(6)而被計算。

之后，差分角相位計算部22執行相位延遲補償部39的處理。相位延遲補償部39基于由相位延遲量推定部38算出的相位延遲量d_p，來修正從第二低通濾波器36通過的差分角相位Φ_f，并輸出修正后的差分角相位Φ。具體而言，差分角相位計算部22通過如下述數式(7)所示地進行從差分角相位Φ_f中減去相位延遲量d_p的運算而計算差分角相位Φ。

Φ＝Φ_r-d_p……(7)

接下來，參照圖7的框圖來說明本實施例的圖3所示的振子相位運算部24。振子相位運算部24作為進行后述運算或者處理的各種功能部而具有振子固有角振動頻率計算部41和相位振子積分運算部42。而且，振子相位運算部24以控制裝置5的規定運算處理周期來執行這些功能部41、42的處理。

振子固有角振動頻率計算部41基于由圖4所示的步行頻率推定部37推定的步行頻率freq來計算作為振子的固有角振動頻率的振子固有角振動頻率ω_o。具體而言，振子固有角振動頻率計算部41通過執行下述數式(8)所示的運算而計算振子固有角振動頻率ω_o。

ω_o＝2π×freq……(8)

此外，按照數式(7)計算的振子固有角振動頻率ω_o，是基于穿戴了步行輔助裝置1的人P的步行頻率freq的變量，但也可以保持振子固有角振動頻率計算部41作為目標步行頻率而被預先設定的常數，還可以使用對步行頻率freq適用了低通濾波器而得的數值。

差分角相位計算部22在執行了振子固有角振動頻率計算部41的處理以后，執行相位振子積分運算部42的處理。

相位振子積分運算部42將由圖4所示的相位延遲補償部39修正的差分角相位Φ作為輸入，基于上述振子的固有角振動頻率ω_o輸出與差分角相位Φ同步振動的相位振子的振子相位Φ_c。具體而言，相位振子積分運算部42通過求解下述數式(9)所示的微分方程式，即以考慮差分角相位Φ與相位振子的相位差的方式執行與固有角振動頻率ω_o對應的相位振子的相位變化積分運算，由此計算同步振動的振子相位Φ_c。

dΦ_c/dt＝ω_o+f(Φ-Φ_c+α)……(9)

其中，f(x)表示函數，α是調整振子相位Φ_c的設定相位差。優選f(x)使用x在0附近(例如從-π/4到π/4的范圍)時單調遞增形式的函數。例如，作為f(x)，可以用下述數式(10)。

f(x)＝Ksin(x)……(10)

其中，K：常數。

接下來，說明本實施例的圖3所示的輔助力決定部25。如圖8的框圖所示，輔助力決定部25具有進行后述運算或者處理的各種功能部51、52。而且，輔助力決定部25在控制裝置5的規定運算處理周期內執行這些各功能部的處理。

輔助相位運算部51可以調整由振子相位運算部24運算的振子相位Φ_c，使得在應該進行輔助的定時發揮輔助力τ。具體而言，輔助相位運算部51通過執行下述數式(11)的運算而計算輔助力相位Φ_as。

Φ_as＝Φ_c-β……(11)

其中，β：輔助目標相位差。也就是說，輔助相位運算部51通過從所運算的振子相位Φ_c中減去用于在應該輔助的相位發揮輔助力τ的輔助目標相位差β，從而計算以在所設定的定時輔助的方式調整了的輔助力相位Φ_as。

另外，輔助力決定部25在執行了輔助相位運算部51的處理以后，執行左右輔助力運算部52的處理。

左右輔助力運算部52基于差分角θ的輔助力相位Φ_as進行左右的輔助力τ_L、τ_R的運算。具體而言，左右的輔助力運算部52執行下述數式(12)及(13)的運算。

τ_L＝G×sinΦ_as……(12)

τ_R＝-τ_L……(13)

其中，G：增益。增益G是用于設定輔助力的強弱的系數，對應于穿戴步行輔助裝置1的人P的使用目的、使用時的身體狀況等因素設定為不同的值。

或者，左右的輔助力運算部52也可以通過參照下述數式(14)的運算，即與輔助力相位Φ_as對應地預先規定有輔助力的映射圖(或表格)而求出左輔助力τ_L。

τ_L＝LUT(Φ_as)……(14)

在這種情況下，如果映射圖中所規定的輔助力是考慮了輔助目標相位差β而規定的，則也可以不設輔助相位運算部51，而由左右輔助力運算部52使用振子相位Φ_c按下述數式(15)來求出左輔助力τ_L。

τ_L＝LUT(Φ_c)……(15)

控制裝置5在規定的運算處理周期里執行以上的處理，以發揮算出的左右的輔助力τ_L、τ_R的方式向左右的驅動源4L、4R供電，由此輔助穿戴步行輔助裝置1的人P的步行運動。

圖9是在使用以往的算法(從癱瘓側的髖關節角度推定腿的相位)的情況(點線)下和使用本發明的算法的情況(虛線)下，以經過時間為橫軸來表示以基于偏癱患者在穿戴有裝置時的癱瘓側髖關節角度(實線)及所推定的相位而得到的波形的變化的時間圖。此外，縱軸的“+”表示彎曲側髖關節角度，縱軸的“-”表示伸展側髖關節角度。

對于由實線所示的進行步行模式的患者，在以往的方法(點線)中，從髖關節角度進行的相位推定不正確，存在把向進展方向的運動識別為彎曲的期間，另外高頻成分也較多。即，當把設想為彎曲運動的區間誤識別為正在伸展運動時，則會輸出與輔助運動的扭矩相反的扭矩。另外，如果高頻成分多，則會感覺不舒服、輔助扭矩大的情況下，還有因該急劇變化而誘發跌倒的可能性。

針對這一情況，在本發明中，如用虛線所示的那樣，彎曲和伸展與步行的頻率結合地交替推定，高頻成分也變少。所以，能夠順暢、恰當地輸出做彎曲運動時以及做伸展運動時對運動進行輔助的扭矩。

像這樣，如圖3所示，本發明的控制裝置5構成為，在差分角計算部21中計算作為使用者的人P的左右的腿髖關節部的差分角θ，在差分角相位計算部22中基于差分角θ來計算差分角相位Φ，在輔助力計算部23中基于差分角相位Φ來計算應該對人P給予的輔助力τ。由此，步行輔助裝置1不僅在健康的正常人穿戴的情況下，而且在有偏癱疾患的人P穿戴的情況下，不論左右的哪條腿是有疾患的腿，都能從髖關節可動范圍大的健康腿提取周期性運動，因此不必進行繁雜的參數設定，即可恰當地計算步行運動的相位Φ，生成與穿戴者(人P)相對應的輔助力τ。

也就是說，在癱瘓側的腿的活動不是周期性的活動的情況下，或者即便是周期性的活動，活動的變動也比較大的情況下，有時用以往的方法不能在所期望的定時產生所期望的輔助力τ。針對這種情況，在本發明中，通過使用左右的腿髖關節部的差分角θ，能夠穩定地推定步行的相位Φ，在恰當的定時的周期性的輔助力τ的給予成為可能。

另外，對于急性期的偏癱患者等步行周期不規則的患者或步行的左右對稱性低的使用者，也能在恰當的定時給予輔助力τ，同時對于處在逐漸恢復的維持期的偏癱患者或健康的正常人等進行對稱性高的步行的使用者，通過相同的算法，不進行特別的設定變更就可以進行在恰當定時的輔助。

而且，在諸如行禮那樣的左右的髖關節進行同相活動的情況下，對于以往的方法會有盡管沒有步行也產生輔助力的擔心，而在像本發明這樣使用了差分角θ的情況下，由于最初輔助力運算時所使用的差分角θ沒有變化，從原理上就不會產生不需要的輔助力τ的緣故，所以不用進行特別處理就能做到僅對步行運動給予輔助力τ。

差分角相位計算部22構成為，具有對差分角θ進行濾波處理的第一低通濾波器31和對差分角相位Φ_r進行濾波處理的第二低通濾波器36，在步行頻率推定部37中，基于差分角θ推定步行頻率freq，在相位延遲量推定部38中，基于步行頻率freq推定因兩個低通濾波器31、36而引起的相位延遲量d_p，在相位延遲補償部39中，基于相位延遲量d_p對經濾波處理的差分角相位Φ_f的相位延遲進行補償。由此，包含在差分角θ中的噪聲在第一低通濾波器31中被濾掉，基于反正切運算的差分角相位推定的精度提高。另一方面，第一低通濾波器31由于是針對差分角θ的濾波器，所以必須將截止頻率設定得比較高。由此，僅適用第一低通濾波器31而易于留有推定誤差。于是，通過對差分角相位Φ_r適用針對相位的第二低通濾波器36，能夠適用截止頻率低的低通濾波器，相位推定精度進一步提高。而且，由于因兩個低通濾波器31、36而引起的相位延遲得到補償，所以即使應用截止頻率低的濾波器，輔助相位也不會延遲，能夠以更高的精度輔助穿戴步行輔助裝置1的人P的步行運動。

另外，如圖3所示，輔助力計算部23構成為，在振子相位運算部24中，基于與從差分角θ求出的人P的步行頻率freq相對應的固有角振動頻率ω_o來運算與差分角相位Φ同步振動的振子相位Φ_c，在輔助力決定部25中，基于由振子相位運算部24所運算的振子相位Φ_c決定輔助力τ。由此，即使在差分角相位Φ急劇變化的情況下，或者在變動持續進行的情況下，差分角相位Φ基于相位振子的自持振蕩而以更加均等的速度進行變化的方式被修正，由此會在更恰當的相位發揮輔助力τ。

另外，如圖8所示，輔助力決定部25構成為，在輔助相位運算部51中，對振子相位Φ_c以使其成為在應該輔助的相位發揮輔助力的輔助力相位Φ_as的方式進行調整，在左右的輔助力運算部52中，基于由輔助相位運算部51調整了的輔助力相位Φ_as進行左右的輔助力τ_L、τ_R的運算。由此，能夠在對步行運動的輔助效果最高的相位恰當地發揮輔助力的方式進行調整。

實施例2

接下來，參照圖10來說明本發明的實施例2。

圖10表示實施例1的步行輔助裝置1中的圖3所示的差分角計算部21的變形例。本實施例的其他構成、功能均與實施例1相同，省略了與圖1相對應的圖示，僅就不同于實施例1的部分進行說明。在以后的實施例中也都與此同樣處理。

本實施例中，如圖10所示，取代實施例1中左右的髖關節角度傳感器6L、6R而使用的絕對式的絕對角度傳感器，而設置檢測左右的副框架3L、3R相對于主框架2的相對角度的增量式角度傳感器61L、61R。差分角計算部21基于這些增量式角度傳感器61L、61R的輸出而計算差分角θ。

差分角計算部21具有：計數及角度運算部62L、62R，其基于從增量式角度傳感器61L、61R輸出的信號，來運算與左右的副框架3L、3R相對于主框架2的角度相對應的腿部的髖關節角度θ_L、θ_R；以及差分角運算部63，其基于由計數及角度運算部62L、62R所運算的左右的髖關節角度θ_L、θ_R，來運算左右的腿部髖關節部的差分角θ。與實施例1同樣地，差分角運算部63通過執行上述數式(1)而進行差分角θ的運算。

即使步行輔助裝置1像這樣構成，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。此外，也可以取代增量式角度傳感器61L、61R，在左右分別設置多個霍爾傳感器，計數及角度運算部62L、62R基于從霍爾傳感器輸出的磁信號、霍爾狀態信號來運算腿部的髖關節角度θ_L、θ_R。

實施例3

圖11表示實施例3的差分角計算部21的構成。

在本實施例中，取代實施例1的左右的髖關節角度傳感器6L、6R，而在步行輔助裝置1中設置：檢測左右的副框架3L、3R的前后加速度的左大腿G傳感器71L和右大腿G傳感器71R；以及檢測左右的副框架3L、3R的角速度ω_3L、ω_3R的左大腿陀螺傳感器72L和右大腿陀螺傳感器72R。差分角計算部21基于這些傳感器71L、71R、72L、72R的輸出而計算差分角θ。

差分角計算部21具有：左右的捷聯(strap down)姿態推定部73L、73R，其基于所對應的大腿G傳感器71L、71R及大腿陀螺傳感器72L、72R的檢測信號，來執行捷聯式姿態推定運算，并推定所對應的姿態角向量B_L、B_R；和差分角運算部74，其基于由捷聯姿態推定部73L、73R推定的左右的姿態角向量B_L、B_R，來運算左右的腿部髖關節部的差分角θ。捷聯姿態推定部73進行公知的捷聯式運算，其中只使用與矢狀面上的髖關節動作有關的參數。差分角計算部21像這樣構成，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。

實施例4

圖12表示實施例4的差分角計算部21的構成。

在本實施例中，取代實施例1的左右的髖關節角度傳感器6L、6R，而在步行輔助裝置1中設置檢測左右的副框架3L、3R的角速度ω_3L、ω_3R的左大腿角速度傳感器81L及右大腿角速度傳感器81R。差分角計算部21基于這些傳感器81L、81R的輸出而計算差分角θ。大腿角速度傳感器81L、81R由例如陀螺傳感器構成。

差分角計算部21具有：左右的角速度積分運算部82L、82R，其基于由所對應的大腿角速度傳感器81L、81R輸出的左右的角速度ω_3L、ω_3R的檢測信號，來運算通過對這些值進行積分運算而對應的大腿的角度即髖關節角度θ_L、θ_R；和差分角運算部83，其基于由左右的角速度積分運算部82L、82R所運算的左右的髖關節角度θ_L、θ_R，來運算左右的腿部髖關節部的差分角θ。與實施例1同樣，差分角運算部83通過執行上述數式(1)而運算差分角θ。差分角計算部21像這樣構成，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。在這種構成的情況下，為了不使由所述角速度積分運算部所運算的值離散，優選對左右的角速度ω_3L、ω_3R的檢測信號應用低頻截止濾波器。

實施例5

圖13表示實施例1的步行輔助裝置1中的圖3所示的差分角相位計算部22的變形例。在實施例5～實施例7中，對于與實施例1的圖4所示的差分角相位計算部22的構成要素和功能共通的要素標注相同的附圖標記，以與實施例1的構成不同的點為中心進行說明。

在本實施例中，沒有設置圖4中的第二低通濾波器36。由此，相位延遲量推定部38基于從第一低通濾波器31通過的差分角θ所具有的相位特性以及由步行頻率推定部37算出的步行頻率freq，如下述數式(16)所示地推定相位延遲量d_p。

差分角相位計算部22像這樣構成，在差分角波形的高頻成分少的情況下，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。

實施例6

圖14表示實施例6的差分角相位計算部22的構成。在本實施例中，沒有設置圖4中的第一低通濾波器31。由此，相位延遲量推定部38基于從第二低通濾波器36通過的差分角相位Φ_f所具有的相位特性以及由步行頻率推定部37算出的步行頻率freq，如下述數式(17)所示地推定相位延遲量d_p。

差分角相位計算部22像這樣構成，在差分角波形的高頻成分少的情況下，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。

實施例7

圖15表示實施例7的差分角相位計算部22的構成。

在本實施例中，沒有設置圖4中的差分角速度計算部32及差分角速度規范化部33，取代反正切運算部35而設置有差分角-相位映射圖部91。差分角-相位映射圖部91具有映射圖，該映射圖預先定義了與基于計測數據所規范化的差分角θ_n相對應的差分角相位Φ_r，通過基于所規范化的差分角θ_n并參照映射圖而決定差分角相位Φ_r。

差分角相位計算部22像這樣構成，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。

實施例8

圖16及圖17表示實施例1的步行輔助裝置1中的圖3所示的輔助力計算部23(振子相位運算部24及輔助力決定部25)的變形例。

如圖16所示，本實施例的振子相位運算部24具有與圖7所示同樣的振子固有角振動頻率計算部41，同時，取代圖7中的相位振子積分運算部42，設有基準相位振子積分運算部101以及左右的相位振子積分運算部102L、102R。

基準相位振子積分運算部101把由相位延遲補償部39(圖4)修正后的差分角相位Φ作為輸入，基于由振子固有角振動頻率計算部41所運算的振子固有角振動頻率ω_o，來運算與差分角相位Φ同步振動的基準振子的振子相位Φ_b，并將所運算的差分角的基準振子相位Φ_b輸出。具體而言，基準相位振子積分運算部101通過執行求解下述數式(18)所示的微分方程式的積分運算，來計算同步振動的基準振子相位Φ_b。

dΦ_b/dt＝ω_o+f(Φ-Φ_b+α_b)……(18)

其中，f(x)表示函數，α_b是調整基準振子相位Φ_b的設定相位差。優選f(x)使用x在0附近(例如從-π/4到π/4的范圍)時單調遞增形式的函數。例如，作為f(x)，可以用下述數式(19)。

f(x)＝K_bsin(x)……(19)

其中，K_b：常數。

左右的相位振子積分運算部102L、102R把由基準相位振子積分運算部101所運算的基準振子相位Φ_b作為輸入，基于由振子固有角振動頻率計算部41所運算的振子固有角振動頻率ω_o，來運算與基準振子相位Φ_b同步振動的左右的振子各自的振子相位Φ_cL、Φ_cR，將所運算的左右的振子相位Φ_cL、Φ_cR輸出。由于左右的處理是同樣的，所以以左相位振子積分運算部102L的處理為例進行具體說明。左相位振子積分運算部102L通過執行求解下述數式(20)所示的微分方程式的積分運算，來計算與基準振子相位Φ_b同步振動的左振子相位Φ_cL。

dΦ_cL/dt＝ω_o+f(Φ_b-Φ_cL+α_L)……(20)

其中，f(x)表示函數，α_L是調整左腿的振子相位Φ_cL的設定相位差。優選f(x)使用x在0附近(例如從-π/4到π/4的范圍)時單調遞增形式的函數，例如，用下述數式(21)。

f(x)＝K_Lsin(x)……(21)

其中，K_L：常數。

此外，也可以只使用數式(20)中的設定相位差α_L以及數式(18)中的設定相位差α_b中的任意一個。

如圖17所示，本實施例的輔助力決定部25具有左右的輔助相位運算部111L、111R和左右的輔助力運算部112L、112R。左右的輔助相位運算部111L、111R調整由對應的相位振子積分運算部102L、102R(圖16)所運算的左右的振子相位Φ_cL、Φ_cR，以使其分別成為在應該輔助的相位(定時)發揮輔助力τ的左右的輔助力相位Φ_asL、Φ_asR。具體而言，左輔助相位運算部111L通過執行下述數式(22)的運算而計算左輔助力相位Φ_asL，右輔助相位運算部111R通過執行下述數式(23)運算而計算右輔助力相位Φ_asR。

Φ_asL＝Φ_L-β_L……(22)

Φ_asR＝Φ_R-β_R……(23)

其中，β_L：左輔助目標相位差，β_R：右輔助目標相位差。

另外，左右的輔助力運算部112L、112R基于差分角θ的左右的輔助力相位Φ_asL、Φ_asR來運算左右的輔助力τ_L、τ_R。具體而言，左輔助力運算部112L通過執行下述數式(24)的運算而計算左輔助力τ_L，右輔助力運算部112R通過執行下述數式(25)的運算而計算右輔助力τ_R。

τ_L＝G×sinΦ_asL……(24)

τ_L＝G×sinΦ_asR……(25)

或者，也可以與上述實施例1同樣，左右的輔助力運算部112L、112R通過參照與相應的輔助力相位Φ_asL、Φ_asR對應地預先規定有輔助力τ_L、τ_R的映射圖(或者表格)，來求出左右的輔助力τ_L、τ_R。

即使輔助力計算部23這樣構成，也能夠得到與實施例1同樣的作用、效果。另外，由于左右的輔助力τ_L、τ_R獨立地計算，所以能夠對應于穿戴步行輔助裝置1的人P的左右的腿的狀態等，給左右的輔助力τ_L、τ_R設定恰當的差之后，對人P的步行運動進行更加順暢的輔助。

通過以上部分，完成了具體實施方式的說明，但本發明并不限定于上述實施方式，而可以廣泛變形后進行實施。例如，在上述實施方式中，為了使非周期性的步行變得更具有周期性，而使用相位振子來修正差分角相位Φ，但是也可以為，輔助力計算部23不具有振子相位運算部24，輔助力決定部25基于由差分角相位計算部22計算的差分角相位Φ來決定輔助力τ。另外，上述實施方式中示出的算法、算式表示一例，但并不限定于這些算法、算式。除此之外，各部件、功能部的具體構成、配置、數量、數值、運算方法，順序等等，在不脫離本發明的主旨的范圍內可以進行適宜的變更。另外，也可以將上述實施例進行組合。而且，上述實施方式中示出的步行輔助裝置1的各構成、要素均為非必要的，可以適當進行選擇。