JP5772034B2 - 制御パターン生成方法、動作補助装置、および、制御パターン生成プログラム - Google Patents

Description

本発明は、被補助者の動作を補助する動作補助装置の制御パターンを生成する制御パターン生成方法、動作補助装置、および、制御パターン生成プログラムに関する。

膝疾患の患者が行う回復訓練等（いわゆるリハビリテーション）において、従来は、例えば理学療法士等の補助を受けつつ、その患者が自力で必要な回復訓練等を行っていた。一方近年では、モータ等の駆動源を使用する他動的な回復訓練等（外力を用いて行う回復訓練等）が行われ始めている。このような他動的な回復訓練等には、その患者の身体に装着されて歩行における膝関節部の動きを補助する、いわゆる装着型の歩行アシストロボットが用いられる。この歩行アシストロボットは、患者の膝関節部を含む上腿部及び下腿部にハーネス等を用いて装着され、膝関節部の動きを補助する（換言すれば強制的に動かす）ように動作する。即ち、適切な歩行パターンにおける膝関節部としての動きが実現されるように歩行アシストロボットが動作して、当該膝関節部を動かす。これにより患者は、歩行アシストロボットによる動きに追随するように自立歩行することで、必要な回復訓練等を行える。
なお上記回復訓練等に用いることが可能な人の歩行の補助のための装置としては、例えば下記特許文献１に記載されている歩行補助装置がある。

特開２００３−１３５５４３号公報

しかしながら、上述した歩行補助装置を用いた回復訓練等においては、患者にとって適切なリハビリを行うために適切な歩行パターンを設定し、さらに、歩行パターンに合わせて、歩行補助装置の歩行パターン制御を設定する必要があった。この歩行パターンや歩行パターン制御の設定には、予め多数の症例を集めたり、歩行パターンを複数準備したり、患者の歩行を撮影等により測定したりと、歩行パターン等の設定のために時間を要していた。また、歩行パターンを患者の状態に応じて設定する際、歩行補助装置等を患者に装着してもらい測定して解析を行うために時間を要し患者の負担となっていた。

そこで、本発明は上記の問題点等に鑑みて為されたもので、その課題の一例は、患者に合わせたリハビリ用歩行のための動作補助装置の制御パターンを容易に生成する制御パターン生成方法等を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置が制御パターンを生成する制御パターン生成方法において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出ステップと、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出ステップと、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出ステップと、前記踵データ検出ステップで検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定ステップと、前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定ステップと、前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定ステップと、前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成ステップと、前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断ステップと、を有し、前記踵データ検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、前記膝関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、前記股関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする。

また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の制御パターン生成方法において、
前記制御パターン生成ステップは、
前記踵が前記歩行面から離れたタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、
前記補助手段を制御する制御パターンを生成することを特徴とする

また、請求項３に記載の発明は、請求項１または請求項２に記載の制御パターン生成方法において、前記設定された閾値角度を変更する閾値角度変更ステップを更に有することを特徴とする制御パターン生成方法。

また、請求項４に記載の発明は、請求項１から３のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、前記制御パターン生成ステップは、前記補助手段をパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動する制御パターンであって、デューティー比が時間軸に沿って台形形状に変化する前記駆動信号により前記補助手段を制御する制御パターンを生成することを特徴とする。

また、請求項５に記載の発明は、請求項１から４のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、前記制御パターン生成ステップは、前記踵が前記歩行面から離れたことが予め設定された時間内に検出されないとき、前記補助手段を初期化する制御パターンを生成することを特徴とする。

また、請求項６に記載の発明は、請求項１から５のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、前記制御パターン生成ステップは、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御する制御パターンを生成することを特徴とする。

また、請求項７に記載の発明は、請求項１から６のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、前記脚の股関節部の屈曲角度に基づき、前記股関節部の屈曲角度を補正する補正値を算出する補正値設定ステップを更に有することを特徴とする。

また、請求項８に記載の発明は、歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置の制御パターンを生成する動作補助装置において、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出手段と、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段と、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出手段と、前記踵データ検出手段で検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定手段と、前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定手段と、前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定手段と、前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成手段と、前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断手段と、を備え、前記踵データ検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、前記膝関節角度検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、前記股関節角度検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする。

また、請求項９に記載の発明は、歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置が制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラムにおいて、
コンピュータに、前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出ステップと、前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出ステップと、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出ステップと、前記踵データ検出ステップで検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定ステップと、前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定ステップと、前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定ステップと、前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成ステップと、前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断ステップと、を実行させ、前記踵データ検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、前記膝関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、前記股関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする。

本発明によれば、膝関節部の屈曲動作を補助する動作補助装置を、被補助者の脚に装着させた状態で、動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出し、膝関節部の屈曲角度および股関節部の屈曲角度を検出し、膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングにおける股関節部の屈曲角度の値を、股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定し、閾値角度に基づき、遊脚期において補助手段による屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成することにより、リハビリ効果を高めるための屈曲動作から伸展動作の補助に切り替えるタイミングおよび伸展動作のためのトリガを容易に求めて設定できるので、被補助者である患者に合わせたリハビリ用歩行のための動作補助装置の制御パターンを容易に生成することができる。

実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図である。 実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。 実施形態に係る歩行補助装置の構成を示すブロック図である。 実施形態に係る歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。 実施形態に係る歩行補助装置における膝関節部および股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。 実施形態に係る歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。 実施形態に係る歩行補助装置における他の制御パターンの一例を示す模式図である。

以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について説明する。

次に、本発明を実施するための形態について、図１乃至図７を用いて説明する。なお、以下に説明する実施形態は、例えば膝疾患を持つ患者（被補助者の一例）の回復訓練等としての歩行における膝関節の動作を補助する歩行補助装置に対して本発明を適用した場合の実施形態である。また図１は実施形態に係る歩行補助装置を患者に装着した際の状態図であり、図２は実施形態に係る駆動ユニットを患者の両脚に装着した際の状態図である。また図３は当該歩行補助装置の構成を示すブロック図である。図４は歩行補助装置における制御パターンを生成する動作例を示すフローチャートである。更に図５は、当該歩行補助装置における膝関節部および股関節部の屈曲角度の一例を示す模式図である。図６は、当該歩行補助装置におけるセンサのデータと制御パターンの一例を示す模式図である。図７は当該歩行補助装置における他の制御パターンの一例を示す模式図である。

図１及び図２に示すように、実施形態に係る歩行補助装置Ｓ（動作補助装置の一例）は、患者の下肢部（両脚）に着脱自在のテープ状固定具やバンド等の固定具６によって夫々取り付けられる補助手段の一例としての一対の駆動ユニット１０を備えている。なお以下の説明では、左脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１１とし、右脚用の駆動ユニット１０を駆動ユニット１２として説明する。また駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２に共通する説明を行う場合は、一般に駆動ユニット１０として説明する。

一つの（即ち、右脚又は左脚いずれか一方用の）駆動ユニット１０には、図１に示すように、患者の膝部５の関節部分に取り付けられ、膝関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部３と、患者の股部９の関節部分に取り付けられ、股関節を屈曲及び伸展させるリンク機構部８と、が取り付けられている。

先ずリンク機構部３は、図１に示すように、例えば患者の大腿部に巻きつけられる上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク３ａと、患者の下腿部に巻きつけられる下部脚当て７の側面に取り付けられる第二リンク３ｂと、駆動ユニット１０から動力を得て第一リンク３ａに対して第二リンク３ｂを歩行の前後方向に揺動させる第三リンク３ｃと、を含んで構成される。第一リンク３ａは、患者の腰部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク３ｂは患者の膝部５側から脚の先端（地面）側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク３ａと第二リンク３ｂとは、患者の膝部５近傍で回動可能に連結されている。

この連結部には、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度を示す膝関節角度データを出力する膝関節角度センサ（膝関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この膝関節角度センサは、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。また、第三リンク３ｃの端部が、第二リンク３ｂの中央近傍に連結されている。上部脚当て４及び下部脚当て７は、夫々が図示しない一対の脚当て部材を含んで構成されており、当該脚当て部材は患者の大腿部及び下腿部の周囲を覆うように配置され、固定具６によって着脱可能に取り付けられる。また、上部脚当て４及び下部脚当て７は、例えばポリプロピレン樹脂等を成形して形成されており、ユーザの大腿部と接する部分には、伸縮自在の図示しないスポンジ部材等が取り付けられている。

一方リンク機構部８は、図１に示すように、上記した上部脚当て４の側面に取り付けられる第一リンク８ａと、患者の腰部に巻きつけられるベルト２３の側部に取り付けられる第二リンク８ｂと、を含んで構成される。第一リンク８ａは、患者の臀部側から膝部５側に延びるように取り付けられ、第二リンク８ｂは患者の腰部側から臀部側に延びるように取り付けられている。そして第一リンク８ａと第二リンク８ｂとは、患者の股部９近傍で回動可能に連結されている。この連結部にも、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度を示す股関節角度データを出力する股関節角度センサ（股関節角度検出手段の一例）が内蔵されている。この股関節角度センサも、例えばいわゆるポテンショメータ等により実現される。

更に図２に示すように、両脚に夫々取り付けられる駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２には、当該駆動ユニット１１及び駆動ユニット１２間でデータ通信するための通信ユニット２０が着脱可能に取り付けられる。この通信ユニット２０は、ケーブル２１と、そのケーブル２１の途中に配置される通信用基板及び制御用基板並びに電池等が収容された中継ボックス２２と、を備え、上記ベルト２３によって患者の腰部に取り付けられる。また通信ユニット２０は、ケーブル２１の両端に非接触でデータを通信可能な通信端子を備えた通信ヘッド２５を備えている。一方、駆動ユニット１０の筐体１０ａには、当該通信ヘッド２５を挿入可能な孔部１０ｂを有しており、孔部１０ｂに対して当該通信ヘッド２５が着脱可能になっている。なお、上記中継ボックス２２内の制御用基板には、実施形態に係る歩行補助装置Ｓとしての動作を制御する後述のＣＰＵ等が装着されている。更に駆動ユニット１０は、電力を受電又は所定のデータを通信可能な図示しない通信ヘッドを筐体１０ａの内部に備えている。そして、駆動ユニット１０の筐体１０ａに有する孔部１０ｂには、通信ヘッド２５が挿入されて、非接触で上記図示しない通信ヘッドに電気的に接続され、データ通信可能となっている。

次に、実施形態の歩行補助装置Ｓの構成について、より具体的に図３を用いて説明する。

実施形態の歩行補助装置Ｓは、図３に示すように、右足駆動系Ｒと、左足駆動系Ｌと、中継ボックス２２内の上記制御用基板に備えられた制御手段の一例としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）４２と、患者又は理学療法士等が操作可能な位置に備えられ且つＣＰＵ４２に対する指令操作を行うための操作ボタン等を備える操作部４１と、ＣＰＵ４２に接続され且つ患者又は理学療法士等が視認可能な位置に備えられた液晶ディスプレイ等からなる告知手段の一例としての表示部４０と、を備えている。なお、ＣＰＵ４２は、オペレーティングシステムや歩行補助装置Ｓを制御する制御プログラムや、制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラム等のソフトウェアや、検出したデータや、生成した制御パターン等のデータを記憶する記憶部（図示せず）を有している。この記憶部は、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ハードディスクまたはシリコンディスク等により構成されている。

また各脚の駆動系（右足駆動系Ｒ及び左足駆動系Ｌ）には、夫々、上記駆動ユニット１０と、上記固定具６並びに上部脚当て４及び下部脚当て７と、膝関節角度センサ１６（膝関節角度検出手段の一例）を含むリンク機構部３と、股関節角度センサ１５（股関節角度検出手段の一例）を含むリンク機構部８と、足裏センサ１７（踵データ検出手段の一例）と、が含まれている。駆動ユニット１０には、駆動手段の一例としてのＤＣモータ５０と、各リンクに接続されているギア部５２と、ＤＣモータ５０からの駆動力を、ギア部５２を介して各リンクに伝達する駆動手段の一例としてのクラッチ部５１（駆動力遮断手段の一例）と、が含まれている。

以上の構成において、ＤＣモータ５０の回転方向及び回転速度の制御及びクラッチ部５１における開放／接続の制御は、夫々ＣＰＵ４２により行われる。更に足裏センサ１７は、図１に例示するように右足及び左足の足裏に夫々装着されており、各脚が床又は地面から離れたこと及びそれらに接地したことを夫々示す信号をＣＰＵ４２に出力する。また膝関節角度センサ１６は上記膝関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力し、更に股関節角度センサ１５は上記股関節角度データを生成してＣＰＵ４２に出力する。

次に、図１乃至図３を用いて説明した構成を備える歩行補助装置Ｓにおける制御パターン生成について、具体的に図４乃至図６を用いて説明する。

まず、歩行補助装置Ｓが患者に装着され、制御パターン生成の処理が行われる。

図４に示すように、歩行補助装置Ｓは、クラッチ部５１を開放する（ステップＳ１）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、クラッチ部５１を開放し、ＤＣモータ５０からリンク機構部３への駆動力の伝達を遮断する。これにより、リンク機構部３が、ＤＣモータ５０の永久磁石等による抵抗力の影響を受けずにフリーに動き、患者が脚を動かし易くなる。このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２、または、クラッチ部５１は、補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５のデータを取得し、股関節角度の補正値を決定する（ステップＳ２）。歩行補助装置Ｓを装着した患者が立ち止まった状態のとき、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から、第一リンク８ａと第二リンク８ｂとの成す角度θＨ（股関節部８の屈曲角度の一例）を示す股関節角度データを取得し、角度θＨの補正値とする。なお、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、取得した股関節角度データをＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。また、患者に動きがあり、データに変動がある場合、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、股関節角度データの平均値を算出し、この平均値を角度θＨの補正値とする。

ここで、図５（Ａ）に示すように、患者の膝部５の関節部分における角度θｋは、患者６０の大腿部（第一リンク３ａに対応）を基準に測定される。患者の股部９の関節部分における角度θＨは、患者６０の体幹部（第二リンク８ｂに対応）を基準に測定され、基準より患者６０の大腿部が歩行方向の後方にある場合がプラスであり、歩行方向の前方にある場合がマイナスである。歩行面６５は、床又は地面等である。

また、図５（Ａ）は、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがなく、患者６０が直立して歩く場合である。一方、図５（Ｂ）に示すように、患者６０が前屈みで歩く等の癖がある場合や、歩行補助装置Ｓの装着位置のずれがある場合があるので、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、角度θＨの補正値（角度α）として、補正された角度φ＝θＨ−αとして、股関節角度データをステップＳ２で取得する。

次に、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０が３、４歩程歩く状態で、歩行補助装置Ｓは、股関節角度センサ１５、膝関節角度センサ１６、および、足裏センサ１７のデータを取得する（ステップＳ３）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データを取得し、膝関節角度センサ１６から、第一リンク３ａと第二リンク３ｂとの成す角度θｋ（膝関節部の屈曲角度の一例）を示す膝関節角度データを取得する。足裏センサ１７に関しては、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、足裏センサ１７から、脚が床又は地面等の歩行面６５から離れたこと及びそれらに接地したことを示す信号（踵データの一例）を取得する。

図６に示すように、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データを取得し、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データを取得し、足裏センサ１７から足裏センサのデータＳｈを取得する。なお、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、取得した股関節角度データ、膝関節角度データ、および、足裏センサ１７のデータを、ＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２または足裏センサ１７は、被補助者の脚の膝関節部に装着されており、歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する動作補助装置（歩行補助装置Ｓ）の補助手段が装着されている脚の踵が、歩行面６５から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出手段の一例として機能する。また、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２、または、股関節角度センサ１５や膝関節角度センサ１６は、膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段、脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、取得した足裏センサのデータＳｈに基づき足裏センサのデータＳｈの閾値を決定する（ステップＳ４）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷからＨＩＧＨになったとする閾値（足裏センサＯＮ閾値）や、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨからＬＯＷになるとする閾値（足裏センサＯＦＦ閾値）を取得した足裏センサのデータＳｈから設定する。なお、チャタリング防止のため、足裏センサＯＮ閾値と足裏センサＯＦＦ閾値とは異なってもよい。

次に、歩行補助装置Ｓは、足裏センサ１７のデータに基づき、歩行周期、遊脚期、および、立脚期を特定する（ステップＳ５）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨ（脚が床又は地面から離れた状態）になった時点ｔａから、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷ（脚が床又は地面に接地した状態）になった時点ｔｄを経て、再びデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔｅまでの期間Ｔ３（踵の離床時（ｔａ）から、次の踵の離床時（ｔｅ））を歩行周期として特定する。そして、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、図６に示すように、足裏センサのデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔａから、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷになった時点ｔｄを遊脚期の期間Ｔ２（踵の離床時（ｔａ）から踵の着床時までの時間（ｔｄ））として特定し、足裏センサのデータＳｈがＬＯＷになった時点ｔｄから、再びデータＳｈがＨＩＧＨになった時点ｔｅまでを立脚期（Ｔ３−Ｔ２）として特定する。

なお図６において、「立脚期」とは、歩行において左右いずれか一方の脚に患者の体重がかかっている期間を示す。また「遊脚期」とは、歩行において当該いずれか一方の脚に患者の体重がかかっていない期間（換言すれば、次の立脚期に移行するためにその脚を床又は地面から離して（浮かせて）前に移動させている期間）を示す。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２、検出された踵データに基づき、踵が歩行面６５から離れている遊脚期（Ｔ２）を特定する遊脚期特定手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、膝関節角度のデータのピーク箇所を特定する（ステップＳ６）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、取得した膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データが、遊脚期において最大となるピーク箇所θｋｐ、すなわち、膝関節部の屈曲角度が最大値になる極値タイミングｔｂを特定する。この膝関節部の屈曲角度が最大値は、図５（Ａ）に示すように、患者６０の大腿部を基準とした値であり、膝は最も屈曲した状態である。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２、膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングｔｂを特定する極値タイミング特定手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、股関節に関する閾値角度を設定する（ステップＳ７）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、極値タイミングｔｂにおける股関節角度データである角度θＨ１を求め、股関節に関する閾値角度θＨ１とする。なお、閾値角度θＨ１は、図６に示すように、屈曲動作補助期間Ｔ１（踵の離床時ｔａから膝関節のピークθｋｐの極値タイミングｔｂ）を設定するために利用される。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、極値タイミングｔｂにおける股関節部の屈曲角度の値を、股関節部の屈曲角度における閾値角度θＨ１に設定する閾値角度設定手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、屈曲動作トリガおよび伸展動作トリガを設定する（ステップＳ８）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における補助の制御（特に屈曲動作の補助制御）を開始する補助開始トリガ（屈曲動作トリガ）を、足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上のとき（踵の離床時ｔａ）と設定する。また歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における補助の制御（特に伸展動作の補助制御）を終了する補助終了トリガを、足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下のとき（踵の着床時ｔｄ）と設定する。そして、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、制御パターンにおいて、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替えるための伸展動作トリガを、股関節角度センサ１５のから角度θＨを示す股関節角度データが、閾値角度θＨ１以下になったとき（極値タイミングｔｂ）と設定する。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、踵が歩行面６５から離れたタイミングから屈曲動作の補助を開始するように、補助手段(駆動ユニット１０)を制御する制御パターンを生成する制御パターン生成手段の一例として機能する。また歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、閾値角度θＨ１に基づき、遊脚期（Ｔ２）において補助手段(駆動ユニット１０)による屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成手段の一例として機能する。

次に、歩行補助装置Ｓは、膝関節制御用の駆動信号のパターンを生成する（ステップＳ９）。具体的には、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、ＰＷＭ（Pulse Width Modulation）のデューティー比が、図６に示すように、時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号Ｄ（制御パターンの一例）を生成する。図６に示すように、歩行補助装置Ｓにおいて補助動作の制御をｔ１からｔ７の時間に割り当て、脚の踵が床又は地面から離れた状態になった時点ｔａを歩行の起点（補助の起点）とし、屈曲動作における駆動信号Ｃの立上り時間を時間ｔ１とし、ＰＷＭのデューティー比が１００％の持続時間をｔ２とし、立下り時間をｔ３とし、正の台形波形とする。なお、時間ｔ１において、起動を早くするため、デューティー比が０％からではなく、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、例えば３５％位からスタートさせる。また、伸展動作の立下り時間をｔ４とし、ＰＷＭのデューティー比が−１００％の持続時間をｔ５とし、立上り時間をｔ６とし、負の台形波形とする。また、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、生成された制御パターンをＣＰＵ４２の記憶部に記憶する。

このように歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、補助手段をパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動する制御パターンであって、デューティー比が時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号Ｄにより補助手段を制御する制御パターンを生成する制御パターン生成手段の一例として機能する。

なお、駆動信号Ｃに関して、立上り、立下り時間は、例えば、ｔ１、ｔ３、ｔ４、ｔ６＝０．１秒とする。そして、持続時間ｔ２は、屈曲動作補助期間Ｔ１から、ｔ２＝Ｔ１−ｔ１−ｔ３のように算出される。持続時間ｔ５は、屈曲動作補助期間Ｔ１と遊脚期の期間Ｔ２から、ｔ５＝Ｔ２−Ｔ１−ｔ４−ｔ６のように算出される。

立脚期における時間ｔ７は、脚の屈曲、伸展動作が終了しても、歩行補助装置Ｓにおける機械の原点出しをするための屈曲延長時間である。時間ｔ７は、歩行周期の期間Ｔ３と、遊脚期の期間Ｔ２とから、ｔ７＝ａ×（Ｔ３−Ｔ２）のように算出される。ここで、係数ａは０〜１の値である。ａ＝１の場合は、立脚期の間中、少しずつ伸展動作の力が、脚に加えられることになる。

次に、歩行補助装置Ｓにおける制御時の動作について説明する。

歩行補助装置Ｓは、生成された駆動信号Ｄの制御パターンを記憶部から読み出し、制御パターンに従い、歩行補助装置Ｓを装着した患者６０の動作を補助する。例えば、患者が片方の脚（例えば、右脚）を上げ、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２が、右足駆動系Ｒの足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＮ閾値以上になったときに（補助開始トリガが感知されたとき）、駆動信号Ｄの制御パターンに従い、右足駆動系ＲのＤＣモータ５０を駆動させ始める。そして、ギア部５２およびクラッチ部５１を介して、リンク機構部３に駆動力が伝達し、患者の右脚の膝が屈曲され始める。

次に、駆動開始から時間ｔ１経過したら、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を１００％にする。

次に、駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２）経過したら、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、ＰＷＭのデューティー比を減少し始める。そして、患者の右脚の膝にかかる駆動力が減少し始める。

次に、駆動開始から時間（ｔ１＋ｔ２＋ｔ３）経過、または、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データが閾値角度θＨ１以上になったとき（伸展動作トリガが感知されたとき）、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替える。ＰＷＭのデューティー比がプラスからマイナスへと反転する。ここで、図６に示すように、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データが極値タイミングｔｂは、股関節角度センサ１５から角度θＨを示す股関節角度データが極値になるタイミングｔｃ（股関節部が前方に出始めるタイミング）より前にあるので、歩行補助装置Ｓは、タイミングｔｃよりも早めに伸展動作の補助を行う。

次に、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、伸展動作開始から時間ｔ４経過したら、ＰＷＭのデューティー比を−１００％にし、伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５）経過したら、ＰＷＭのデューティー比を増加し始める。

次に、伸展動作開始から時間（ｔ４＋ｔ５＋ｔ６）（遊脚期の期間Ｔ２）経過したら、または、右足駆動系Ｒの足裏センサ１７のデータが足裏センサＯＦＦ閾値以下になったときに（補助終了トリガが感知されたとき）、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、補助を終了する。

但し、歩行補助装置Ｓにおける機械の原点出しをするため、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、遊脚期が終了してから時間ｔ７の間、ＰＷＭのデューティー比を０％にせずに、−３０％程で、屈曲動作の延長を行う。

なお、左足駆動系Ｌが装着されている場合には、歩行補助装置Ｓは、左足駆動系Ｌに関しても同様の制御を行う。

以上、本実施形態によれば、被補助者（患者６０）の脚の膝関節部に装着されており、歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する歩行補助装置Ｓ（動作補助装置の一例）の補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）が装着されている脚の踵が、歩行面６５から離れたことを検出するための踵データ（Ｓｈ）を足裏センサ１７から検出し、膝関節角度センサ１６から膝関節部の屈曲角度（θｋ）を検出し、脚の股関節部の屈曲角度（θＨ）を検出し、検出された踵データ（Ｓｈ）に基づき、踵が歩行面６５から離れている遊脚期（Ｔ２）を特定し、膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングｔｂを特定し、極値タイミングｔｂにおける股関節部の屈曲角度の値を、股関節部の屈曲角度における閾値角度θＨ１に設定し、閾値角度θＨ１に基づき、遊脚期において補助手段による屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成することにより、リハビリ効果を高めるための屈曲動作から伸展動作の補助に切り替えるタイミング（ｔｂ）および伸展動作のためのトリガを容易に求めて設定できるので、被補助者である患者に合わせたリハビリ用歩行のための動作補助装置の制御パターンを容易に生成することができる。

また、歩行補助装置Ｓは、膝関節部及び股関節部それぞれの屈曲角度（θｋ、θＨ）を検出し、膝関節部の屈曲角度の極値に応じて設定された閾値角度θＨ１に股関節部の屈曲角度が達した極値タイミングｔｂから伸展動作の補助を開始するので、自然な歩行態様に近い制御により、被補助者の患者に負担をかけることなく安全にその動作を補助することができる。歩行補助装置Ｓは、角度θＨを示す股関節角度データが極小になる時点ｔｃ（大腿部が前方に最も突出する位置）よりも、早い段階のタイミング（ｔｂ）で、屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えている。

また、歩行補助装置一台で、動作を補助する装置および制御パターン生成する装置として機能できるため、コスト削減や、患者への負担を軽減できる。

また、歩行補助装置Ｓは、制御パターンを決定する段階において、脚の股関節部の屈曲角度（θＨ）、および、股関節部の屈曲角度（θＨ）を検出する前に、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）から脚への駆動力の伝達を遮断する場合、ＤＣモータ５０や、ギア部５２の抵抗を遮断して、患者は脚を動かし、測定できるので、患者にとって負担が少なく、患者に合った正確な踵データ（Ｓｈ）、膝関節部の屈曲角度（θｋ）、および、股関節部の屈曲角度（θＨ）を検出できる。

また、歩行補助装置Ｓは、踵が歩行面６５から離れたタイミング（ｔａ）から屈曲動作の補助を開始するように、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）を制御する制御パターンを生成する場合、踵が歩行面６５から離れたことを検出し、踵が歩行面６５から離れたタイミング（ｔａ）から膝関節部の屈曲動作の補助を開始するように補助手段を制御するので、被補助者である患者の意思により踵が歩行面６５から離れたタイミングから屈曲動作の補助を開始することで、被補助者の意思に沿って安全にその動作を補助することができる。

また、歩行補助装置Ｓは、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）をパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動する制御パターンであって、デューティー比が時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号により補助手段を制御する制御パターンを生成する場合、補助手段が、パルス幅変調方式により変調された駆動信号であって、そのデューティー比が時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号により制御されるので、急激な動作を抑制して被補助者に負担なくその動作を安全に補助することができる。

また、歩行補助装置Ｓは、被補助者（患者６０）の右脚に装着されている補助手段（駆動ユニット１０、１２）と、被補助者の左脚に装着されている補助手段（駆動ユニット１０、１１）と、を別個独立に制御する制御パターンを生成する場合、補助手段の制御が右脚と左脚とで別個独立に行われるので、制御手段としての処理を簡素化できる。さらに、一方の脚において、一連の動作終了後に、他方の脚の動作が発生するように、歩行補助装置Ｓが、左右の脚の制御パターンを生成する場合、歩行時に同時に両足に補助動作を行わず、補助動作を安定させることができる。なお、座位から立位になる場合は、歩行補助装置Ｓが、両脚を同時に補助動作する。

また、歩行補助装置Ｓは、ステップＳ２のように、脚の股関節部の屈曲角度に基づき、股関節部の屈曲角度を補正する補正値αを算出する場合、歩行補助装置Ｓの装着のずれや、患者が前屈み等で歩く患者の癖がある場合でも、補正値αにより、股関節角度センサ１５のから角度θＨを示す股関節角度データを補正でき、伸展動作トリガが正確に働くようにできる。

次に、図７を用いて、歩行補助装置Ｓにおける他の制御パターンの一例について説明する。
図７は、実施形態に係る歩行補助装置Ｓにおける他の制御パターンの一例を示す模式図である。

図７に示すように、設定された閾値角度を、例えば図７に示すようにθＨ１からθＨ２に変更すると、駆動信号Ｄ２の制御パターンにおいて、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替えるタイミングｔｆが時間（ｔｂ）よりも早くなる。すなわち、患者の脚に対して、早めに伸展動作の補助動作が開始され負荷として働き、リハビリ効果を高めることができる。閾値角度θＨ２の値は、患者の状態、リハビリのスケジュール等に応じて決定される。ここで、ＰＷＭのデューティー比が１００％の持続時間ｔ８が、駆動信号Ｄの制御パターンにおける持続時間ｔ２よりも短くなり、ＰＷＭのデューティー比が−１００％の持続時間をｔ９が、駆動信号Ｄの制御パターンにおける持続時間ｔ５より長くなる。

このように、歩行補助装置Ｓは、設定された閾値角度を、例えば図７に示すようにθＨ１からθＨ２に変更する場合、伸展動作の開始制御に用いられる閾値を変更することができるので、被補助者の状態に応じた動作補助ができる。なお、リハビリ効果が上がる可能性がある場合は、遊脚期（Ｔ２）や、歩行周期の期間Ｔ３から、負荷項として、歩行補助装置Ｓは、所定の時間を引いた形の制御パターンを生成してもよい。

また、歩行補助装置Ｓは、踵が歩行面６５から離れたことが予め設定された時間内に検出されないとき、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）を初期化する制御パターンを生成してもよい。例えば、患者立ったままの状態で、歩こうとせず、患者に歩行の意思がないとみなし、行補助装置Ｓは、駆動ユニット１０、１１、１２の状態をリセットさせ、一連の歩行の制御パターンの発生を停止させる。この場合、一定時間内に踵が歩行面６５から離れたことが検出されないとき、補助手段（駆動ユニット１０、１１、１２）が初期化されるので、患者に歩行の意思がない状態で脚を上げても、補助動作が行われないため、患者の意思に反するような形で補助をすることを防止でき、また、クラッチ部５１が開放され患者が脚をフリーに動かせるので、歩行補助装置Ｓによる被補助者の動作補助上の利便性を向上させることができる。

さらになお、歩行補助装置Ｓは、Ｔ１−ｔ３（または、時間（ｔｂ−ｔ３））における股関節角度データを、遊脚期における屈曲動作の補助制御から、伸展動作の補助制御に切り替えるタイミングを開始するｔ３前（デューティー比を１００％から減少させ始め、ｔｂで０％にする）のための閾値角度としてもよい。

また、時間軸に沿って台形形状に変化する駆動信号Ｄの代わりに、歩行補助装置Ｓは、制御パターンとして、膝関節角度センサ１６からの角度θｋを示す膝関節角度データを微分した波形を用いてもよい。この制御パターンも、閾値角度θＨ１を変更に応じて、伸展動作を開始する制御パターンに変形させる。

また、患者の体重や歩行の仕方等に応じて、足裏センサＯＮ閾値、足裏センサＯＦＦ閾値、および、閾値角度θＨ１を変えてもよい。

また、歩行補助装置ＳのＣＰＵ４２は、補助手段のモータが特に誘導モータの場合、クラッチ部５１を開放する代わりに、モータへの電力の供給を遮断してもよい。

なお、上述した実施形態では、膝疾患を有する患者の回復訓練等としての歩行を補助する歩行補助装置Ｓに対して本発明を適用した場合について説明したが、これ以外に、回復訓練等との一環としての駆け足等の移動を補助する移動補助装置に対して本発明を適用することもできる。

更に、図４に示すフローチャートに対応するプログラムをフレキシブルディスク又はハードディスク等の記録媒体に記録しておき、又はインターネット等のネットワークを介して取得して記憶しておき、それを汎用のマイクロコンピュータで読み出して実行することにより、当該マイクロコンピュータを実施形態に係るＣＰＵ４２として動作させることも可能である。

以上夫々説明したように、本発明は動作補助装置の分野に利用することが可能であり、特に患者の歩行又は駆け足等の回復訓練等を補助する動作補助装置の分野に適用すれば特に顕著な効果が得られる。

３、８ リンク機構部
３ａ、８ａ 第一リンク
３ｂ、８ｂ 第二リンク
３ｃ 第三リンク
５ 膝部
９ 股部
１０、１１、１２ 駆動ユニット
１５ 股関節角度センサ（股関節角度検出手段）
１６ 膝関節角度センサ（膝関節角度検出手段）
１７ 足裏センサ（踵データ検出手段）
４２ ＣＰＵ
５０ ＤＣモータ
５２ ギア部
５１ クラッチ部（駆動力遮断手段）
６５ 歩行面
Ｓ 歩行補助装置（動作補助装置）
Ｒ 右足駆動系
Ｌ 左足駆動系

Claims (9)

1. 歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置が制御パターンを生成する制御パターン生成方法において、
   前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出ステップと、
   前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出ステップと、
   前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出ステップと、
   前記踵データ検出ステップで検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定ステップと、
   前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定ステップと、
   前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定ステップと、
   前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成ステップと、
   前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断ステップと、
   を有し、
   前記踵データ検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、
   前記膝関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、
   前記股関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする制御パターン生成方法。
2. 請求項１に記載の制御パターン生成方法において、
   前記制御パターン生成ステップは、
   前記踵が前記歩行面から離れたタイミングから前記屈曲動作の補助を開始するように、
   前記補助手段を制御する制御パターンを生成することを特徴とする制御パターン生成方法。
3. 請求項１または請求項２に記載の制御パターン生成方法において、
   前記設定された閾値角度を変更する閾値角度変更ステップを更に有することを特徴とする制御パターン生成方法。
4. 請求項１から３のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、
   前記制御パターン生成ステップは、前記補助手段をパルス幅変調方式により変調された駆動信号により駆動する制御パターンであって、デューティー比が時間軸に沿って台形形状に変化する前記駆動信号により前記補助手段を制御する制御パターンを生成することを特徴とする制御パターン生成方法。
5. 請求項１から４のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、
   前記制御パターン生成ステップは、前記踵が前記歩行面から離れたことが予め設定された時間内に検出されないとき、前記補助手段を初期化する制御パターンを生成することを特徴とする制御パターン生成方法。
6. 請求項１から５のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、
   前記制御パターン生成ステップは、前記被補助者の右脚に装着されている前記補助手段と、前記被補助者の左脚に装着されている前記補助手段と、を別個独立に制御する制御パターンを生成することを特徴とする制御パターン生成方法。
7. 請求項１から６のいずれか一項に記載の制御パターン生成方法において、
   前記脚の股関節部の屈曲角度に基づき、前記股関節部の屈曲角度を補正する補正値を算出する補正値設定ステップを更に有することを特徴とする制御パターン生成方法。
8. 歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置の制御パターンを生成する動作補助装置において、
   前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出手段と、
   前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出手段と、
   前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出手段と、
   前記踵データ検出手段で検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定手段と、
   前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定手段と、
   前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定手段と、
   前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成手段と、
   前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断手段と、
   を備え、
   前記踵データ検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、
   前記膝関節角度検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、
   前記股関節角度検出手段が、前記駆動力遮断手段により前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする動作補助装置。
9. 歩行面上を歩行中における被補助者の動作を補助する動作補助装置が制御パターンを生成するための制御パターン生成プログラムにおいて、
   コンピュータに、
   前記被補助者の脚の膝関節部に装着されており、前記歩行に伴う当該膝関節部の屈曲動作を補助する前記動作補助装置の補助手段が装着されている脚の踵が、前記歩行面から離れたことを検出するための踵データを検出する踵データ検出ステップと、
   前記膝関節部の屈曲角度を検出する膝関節角度検出ステップと、
   前記脚の股関節部の屈曲角度を検出する股関節角度検出ステップと、
   前記踵データ検出ステップで検出された踵データに基づき、前記踵が前記歩行面から離れている遊脚期を特定する遊脚期特定ステップと、
   前記膝関節部の屈曲角度が極値になる極値タイミングを特定する極値タイミング特定ステップと、
   前記極値タイミングにおける前記股関節部の屈曲角度の値を、前記股関節部の屈曲角度における閾値角度に設定する閾値角度設定ステップと、
   前記閾値角度に基づき、前記遊脚期において前記補助手段による前記屈曲動作の補助から伸展動作の補助に切り替えるための制御パターンを生成する制御パターン生成ステップと、
   前記補助手段から脚への駆動力の伝達を遮断する駆動力遮断ステップと、
   を実行させ、
   前記踵データ検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記踵データを検出し、
   前記膝関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記膝関節部の屈曲角度を検出し、
   前記股関節角度検出ステップが、前記駆動力遮断ステップにおいて前記補助手段から脚への駆動力の伝達が遮断された後に、前記脚の股関節部の屈曲角度を検出することを特徴とする制御パターン生成プログラム。

Images