(57)【要約】駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する観点から、歩行の部分および歩行部分の相を求めるために、本発明方法および制御システムが使用される。したがって、本発明の方法は、複数の主人工固有受容体(16)からデータ信号を受信すること、各データ信号に対する1次および2次微分値を求めること、データ信号の少なくとも1つに対し3次微分値を求めること、1セットの第1の状態機械を使用して、対応するデータおよび微分信号を用いて、各人工固有受容体に対し複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択すること、主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させること、並びに第2の状態機械を使用して、複数のあり得る歩行の部分からデータ信号に関連する事象を用いて歩行の部分を選択することを含む。それは、特に、膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足(12)の制御によく適合している。
2005536318.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の主人工固有受容体を設ける段階と、
前記主人工固有受容体の各々からデータ信号を受信する段階と、
前記データ信号の内の少なくともいくつかの1次および2次微分信号を求める段階と、
前記データ信号の少なくとも1つの3次微分信号を求める段階と、
1組の第1の状態機械を使用して、対応するデータおよび微分信号を用いて、各人工固有受容体に対し複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択する段階と、
主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させる段階と、
第2の状態機械を使用して、複数のあり得る歩行の部分から前記データ信号に関連する事象を用いて前記歩行の部分を選択する段階とを含む、駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する観点から、前記歩行の部分および前記歩行部分の相を求める方法。
【請求項２】
前記微分信号を求める前に、前記データ信号を予備処理する段階をさらに含む、請求項1に記載の方法。
【請求項３】
前記予備処理が、
前記データ信号にフィルタをかける段階と、
前記データ信号を正規化する段階と、
前記データ信号を、前記第1の状態機械の入力仕様に適合させるようにバイナリ・フォーマット化する段階とをさらに含む、請求項2に記載の方法。
【請求項４】
前記データ信号を正規化する前記段階が、
前記データ信号を、ゼロ較正処理中に得られた第1の変換係数を使用して変換する段階と、
前記データ信号を、体重較正処理中に得られた第2の変換係数を使用して変換する段階とを含む、請求項3に記載の方法。
【請求項５】
前記主人工固有受容体が足底圧力センサを含み、前記方法が、
複数の位置で前記足底圧力を検知し、前記足底圧力センサからの前記データ信号がそれらの位置での前記足底圧力を表わす段階を含む、請求項1から4のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
前記義肢の2つの可動部品間に設けられた角度位置センサを含む補助人工固有受容体をさらに備え、前記方法が、
前記2つの可動部品間の角度位置を表すデータ信号を発生させ、前記角度位置センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される段階を含む、請求項5に記載の方法。
【請求項７】
1つは肢切断を行っていない脚のすねに設けられ、もう1つは残った肢部に設けられた2つの角速度センサを含む補助人工固有受容体をさらに含み、前記方法が、
各角速度センサ位置で測定される角速度を表すデータ信号を発生させ、前記角速度センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される段階を含む、請求項5または6に記載の方法。
【請求項８】
前記足底圧力が、少なくとも4つの位置について検知され、前記位置の内の2つが右足であり、前記位置の内の2つは左足である、請求項5から7のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
前記右足の前記位置の1つ、および前記左足の1つが踵骨区域であり、前記右足の前記位置の別の1つ、および前記左足の1つが中足指節区域である、請求項8に記載の方法。
【請求項１０】
前記右および左足底圧力センサが、対応する中底内に設けられている、請求項9に記載の方法。
【請求項１１】
前記脚の1つが人工の脚であり、他の脚が自然の脚である、請求項9に記載の方法。
【請求項１２】
両足が人工の脚である、請求項9に記載の方法。
【請求項１３】
前記データ信号の少なくとも1つについて前記3次微分信号を求める前記段階が、
前記右足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める段階と、
前記左足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める段階とを含む、請求項9から12のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１４】
少なくともいくつかの前記データ信号から補足信号を計算し、前記主人工固有受容体の前記状態が、データ信号、補足信号および微分信号を用いて選択される段階をさらに含む、請求項13に記載の方法。
【請求項１５】
補足信号を計算する前記段階が、
前記左足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第1の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第2の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第3の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第4の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力、および前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第5の補足信号を計算する段階とを含む、請求項14に記載の方法。
【請求項１６】
前記主人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる前記段階が、
各主人工固有受容体の前記状態を示す2進数標識を付加して、前記歩行部分の相を示す2進数標識を作り出す段階を含む、請求項1から15のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１７】
前記主人工固有受容体の各々から前記データ信号を受信する前記段階が、
前記データ信号の少なくともいくつかを、無線送信機から受信する段階を含む、請求項1から16のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１８】
複数の主人工固有受容体を設ける段階と、
前記主人工固有受容体の各々からデータ信号を受信する段階と、
前記データ信号の内の少なくともいくつかの1次および2次微分信号を求める段階と、
前記データ信号の少なくとも1つの3次微分信号を求める段階と、
1組の第1の状態機械を使用して、対応する前記データおよび微分信号を用いて、各人工固有受容体に対し複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択する段階と、
前記主人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる段階と、
第2の状態機械を使用して、複数のあり得る歩行の部分からデータ信号に関連する事象を用いて前記歩行の部分を選択する段階と、
歩行速度値を計算する段階と、
前記歩行部分の相、前記歩行の部分および前記歩行速度値を使用して参照表から係数値を求める段階と、
前記参照表からの前記係数値および前記データ信号の少なくともいくつかを使用して、駆動源付き義肢の少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する段階と、
前記動的パラメータ値を、前記駆動源付き義肢を制御する出力信号に変換する段階とを含む、前記駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する方法。
【請求項１９】
前記参照表から係数値を求める前記段階が、前記歩行部分の相、前記歩行の部分、前記歩行速度値およびバイナリ・フォーマット化された前記データ信号を使用することを含む、請求項18に記載の方法。
【請求項２０】
前記駆動源付き義肢が膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足であり、少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する前記段階が、
少なくとも1つのトルク値および角位置の値を計算する段階を含む、請求項18または19に記載の方法。
【請求項２１】
前記駆動源付き義肢が電力を使用するアクチュエータを含み、前記出力信号が前記アクチュエータに供給される前記電力を表す、請求項19または20に記載の方法。
【請求項２２】
前記義肢から受信する少なくとも1つのフィードバック信号に応答して、前記出力信号を調整する段階をさらに含む、請求項21に記載の方法。
【請求項２３】
最初のフィードバック信号が膝継手の2つの可動部品間で測定される相対的角度位置を表し、第2のフィードバック信号が前記2つの可動部品間で測定されるトルク値を表す、少なくとも前記第1および第2のフィードバック信号が存在する、請求項22に記載の方法。
【請求項２４】
前記参照表を作り出すために実験データを処理する最初の段階をさらに含む、請求項18から23のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２５】
前記微分信号を求める前に、前記データ信号を予備処理する段階をさらに含む、請求項18から24のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２６】
前記予備処理段階が、
前記データ信号をフィルタにかける段階と、
前記データ信号を正規化する段階と、
前記データ信号を、前記第1の状態機械の入力仕様に適合させるようにバイナリ・フォーマット化する段階を含む、請求項25に記載の方法。
【請求項２７】
前記データ信号を正規化する前記段階が、
前記データ信号を、ゼロ較正処理中に得られた第1の変換係数を使用して変換する段階と、
前記データ信号を、体重較正処理中に得られた第2の変換係数を使用して変換する段階とを含む、請求項26に記載の方法。
【請求項２８】
前記主人工固有受容体が足底圧力センサを含み、前記方法が、
複数の位置で前記足底圧力を検知し、前記データ信号がそれらの位置での前記足底圧力を表わす段階を含む、請求項18から27のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２９】
前記義肢の2つの可動部品間に設けられた角度位置センサを含む、補助人工固有受容体をさらに備え、前記方法が、
前記2つの可動部品間の角度位置を表すデータ信号を発生させ、前記角度位置センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される段階を含む、請求項28に記載の方法。
【請求項３０】
1つは肢切断を行っていない脚のすねに設けられ、もう1つは残った肢部に設けられた2つの角速度センサを含む補助人工固有受容体をさらに含み、前記方法が、
各角速度センサ位置で測定される角速度を表すデータ信号を発生させ、前記角速度センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される段階を含む、請求項28または29に記載の方法。
【請求項３１】
前記足底圧力が、少なくとも4つの位置について検知され、前記位置の内の2つが右足であり、前記位置の内の2つは左足である、請求項28から30のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３２】
前記右足の前記位置の1つ、および前記左足の1つが踵骨区域であり、前記右足の前記位置の別の1つ、および前記左足の1つが中足指節区域である、請求項31に記載の方法。
【請求項３３】
前記右および左足底圧力センサが、対応する中底内に設けられている、請求項32に記載の方法。
【請求項３４】
前記脚の1つが人工の脚であり、他の脚が自然の脚である、請求項32または33に記載の方法。
【請求項３５】
両足が人工の脚である、請求項32または33に記載の方法。
【請求項３６】
前記データ信号の少なくとも1つについて前記3次微分信号を求める前記段階が、
前記右足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める段階と、
前記左足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める段階とを含む、請求項32から35のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３７】
少なくともいくつかの前記データ信号から補足信号を計算し、前記主人工固有受容体の前記状態が、データ信号、補足信号および微分信号を用いて選択される段階をさらに含む、請求項36に記載の方法。
【請求項３８】
前記補足信号を計算する前記段階が、
前記左足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第1の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第2の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第3の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第4の補足信号を計算する段階と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の足底圧力、および前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第5の補足信号を計算する段階とを含む、請求項37に記載の方法。
【請求項３９】
前記主人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる前記段階が、
各主人工固有受容体の前記状態を示す2進数標識を付加して、前記歩行部分の相を示す2進数標識を作り出す段階を含む、請求項18から38のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４０】
前記主人工固有受容体の各々から前記データ信号を受信する前記段階が、
前記データ信号の少なくともいくつかを、無線送信機から受信する段階を含む、請求項18から39のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４１】
各主人工固有受容体用のデータ信号入力部と、
前記データ信号の内の少なくともいくつかの1次および2次微分信号を求める手段と、
前記データ信号の少なくとも1つの3次微分信号を求める手段と、
対応する前記データおよび微分信号を用いて、各人工固有受容体に対し複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択するのに使用する、1組の第1の状態機械と、
主人工固有受容体の前記状態を使用して歩行部分の相を発生させる手段と、
前記データ信号に関連する事象を用いて複数のあり得る歩行の部分から前記歩行の部分を選択するのに使用する、第2の状態機械とを含む、
駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する観点から、複数の主人工固有受容体を使用して、前記歩行の部分および前記歩行部分の相を求める装置。
【請求項４２】
前記主人工固有受容体の前記状態を表す第1の出力信号を出力する第1の出力部と、
前記歩行部分の相を表す第2の出力信号を出力する第2の出力部と、
前記歩行の部分を表す第3の出力信号を出力する第3の出力部とをさらに備える、請求項41に記載の装置。
【請求項４３】
前記微分信号を求める前に、前記データ信号を予備処理する手段をさらに備える、請求項41または42に記載の装置。
【請求項４４】
前記データ信号を予備処理する前記手段が、
前記データ信号にフィルタをかける手段と、
前記データ信号を正規化する手段と、
前記データ信号を、前記第1の状態機械の入力仕様に適合させるようにバイナリ・フォーマット化する手段とをさらに含む、請求項43に記載の装置。
【請求項４５】
前記データ信号を、ゼロ較正処理中に得られた第1の変換係数を使用して変換する手段と、
前記データ信号を、体重較正処理中に得られた第2の変換係数を使用して変換する手段とをさらに含む、請求項44に記載の装置。
【請求項４６】
前記主人工固有受容体が足底圧力センサであり、前記装置が、
複数の位置で前記足底圧力を検知する手段であり、前記データ信号がそれらの位置での前記足底圧力を表わす、請求項41から45のいずれか一項に記載の装置。
【請求項４７】
前記義肢の2つの可動部品間に設けられた角度位置センサを含む補助人工固有受容体をさらに備え、前記角度位置センサが前記2つの可動部品間の角度位置を表すデータ信号を発生させ、前記角位置センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される、請求項46に記載の装置。
【請求項４８】
1つは肢切断を行っていない脚のすねに設けられ、もう1つは残った肢部に設けられた2つの角速度センサを含む補助人工固有受容体をさらに備え、前記角速度センサが各角速度センサ位置で測定される角速度を表すデータ信号を発生させ、前記角速度センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される、請求項46または47に記載の装置。
【請求項４９】
前記足底圧力が、少なくとも4つの位置について検知され、前記位置の内の2つが右足であり、前記位置の内の2つは左足である、請求項46から48のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５０】
前記右足の前記位置の1つ、および前記左足の1つが踵骨区域であり、前記右足の前記位置の別の1つ、および前記左足の1つが中足指節区域である、請求項47から49のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５１】
前記右および左足底圧力センサが、対応する中底内に設けられている、請求項50に記載の装置。
【請求項５２】
前記脚の1つが人工の脚であり、他の脚が自然の脚である、請求項50または51に記載の装置。
【請求項５３】
両足が人工の脚である、請求項50に記載の装置。
【請求項５４】
前記データ信号の少なくとも1つについて前記3次微分信号を求める前記手段が、
前記右足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める手段と、
前記左足の前記踵骨区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める手段とを備える、請求項50から53のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５５】
少なくともいくつかの前記データ信号から補足信号を計算し、前記主人工固有受容体の前記状態が、データ信号、補足信号および微分信号を用いて選択される段階をさらに含む、請求項54に記載の装置。
【請求項５６】
補足信号を計算する前記手段が、
前記左足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第1の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第2の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第3の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第4の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力、および前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第5の補足信号を計算する手段とを備える、請求項55に記載の装置。
【請求項５７】
前記主人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる前記手段が、
各主人工固有受容体の前記状態を示す2進数標識を付加して、前記歩行部分の相を示す2進数標識を作り出す手段を備える、請求項41から56のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５８】
前記データ信号の少なくともいくつかを、無線送信機から受信する手段をさらに備える、請求項41から57のいずれか一項に記載の装置。
【請求項５９】
複数の主人工固有受容体と、
データ信号の内の少なくともいくつかの1次および2次微分信号を求める手段と、
前記データ信号の少なくとも1つの3次微分信号を求める手段と、
対応する前記データおよび微分信号を用いて、各人工固有受容体に対し複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択するのに使用する1組の第1の状態機械と、
前記主人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる手段と、
前記データ信号に関連する事象を用いて複数のあり得る歩行の部分から前記歩行の部分を選択するのに使用する第2の状態機械と、
歩行速度値を計算する手段と、
少なくとも歩行部分の相、歩行の部分および速度値に応じた、係数値を含む参照表を格納する手段と、
少なくとも前記歩行部分の相、前記歩行の部分および前記速度値を使用して、前記参照表から実際の係数値を求める手段と、
前記参照表からの前記係数値および前記データ信号の少なくともいくつかを使用して、駆動源付き義肢の少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する手段と、
前記動的パラメータ値を、前記駆動源付き義肢を制御する出力信号に変換する手段とを備える、前記駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する制御システム。
【請求項６０】
前記参照表を格納する前記手段が、歩行部分の相、歩行の部分、歩行速度値およびバイナリ・フォーマット化されたデータ信号に応じた係数値と、前記歩行部分の相、前記歩行の部分、前記歩行速度値および前記バイナリ・フォーマット化されたデータ信号を使用して、前記参照表から係数値を求める前記手段とを含む、請求項59に記載の方法。
【請求項６１】
前記駆動源付き義肢が膝上部肢切断患者用の前記駆動源付き義足であり、少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する前記手段が、
少なくとも1つのトルク値および角位置の値を計算する手段を備える、請求項59または60に記載のシステム。
【請求項６２】
前記駆動源付き義肢が電力を使用するアクチュエータを含み、前記出力信号が前記アクチュエータに供給する前記電力を表す、請求項59から61のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項６３】
前記義肢から受信する少なくとも1つのフィードバック信号に応答して、前記出力信号を調整する手段をさらに備える、請求項59から62のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項６４】
最初のフィードバック信号が膝継手の2つの可動部品間で測定される相対的角度位置を表し、第2のフィードバック信号が前記2つの可動部品間で測定されるトルク値を表す、少なくとも前記第1および第2のフィードバック信号が存在する、請求項63に記載のシステム。
【請求項６５】
前記参照表が、肢切断患者でない者を使用して得られた実験データを含む、請求項59から64のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項６６】
前記微分信号を求める前に、前記データ信号を予備処理する手段をさらに備える、請求項59から65のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項６７】
前記予備処理手段が、
前記データ信号をフィルタにかける手段と、
前記データ信号を正規化する手段と、
前記データ信号を、前記第1の状態機械の入力仕様に適合させるようにバイナリ・フォーマット化する手段を備える、請求項66に記載のシステム。
【請求項６８】
前記データ信号を正規化する段階が、
前記データ信号を、ゼロ較正処理中に得られた第1の変換係数を使用して変換する手段と、
前記データ信号を、体重較正処理中に得られた第2の変換係数を使用して変換する手段とを備える、請求項67に記載のシステム。
【請求項６９】
前記主人工固有受容体が足底圧力センサを含み、前記システムが、
複数の位置で前記足底圧力を検知し、前記データ信号がそれらの位置での前記足底圧力を表わす手段を備える、請求項59から68のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７０】
前記足底圧力が、少なくとも4つの位置について検知され、前記位置の内の2つが右足であり、前記位置の内の2つは左足である、請求項69に記載のシステム。
【請求項７１】
前記義肢の2つの可動部品間に設けられた角度位置センサを含む、補助人工固有受容体をさらに備え、前記角度位置センサが前記2つの可動部品間の角度位置を表すデータ信号を発生させ、前記角度位置センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される、請求項69または70に記載のシステム。
【請求項７２】
1つは肢切断を行っていない脚のすねに設けられ、もう1つは残った肢部に設けられた2つの角速度センサを含む補助人工固有受容体をさらに含み、前記角速度センサが各角速度センサ位置で測定される角速度を表すデータ信号を発生させ、前記角速度センサからの前記データ信号が前記第2の状態機械で前記事象の少なくとも1つに使用される、請求項69から71のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７３】
前記右足の前記位置の1つ、および前記左足の1つが踵骨区域であり、前記右足の前記位置の別の1つ、および前記左足の1つが中足指節区域である、請求項70から72のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７４】
前記右および左足底圧力センサが、対応する中底内に設けられている、請求項71から73のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７５】
前記脚の1つが人工の脚であり、他の脚が自然の脚である、請求項71から74のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７６】
両足が人工の脚である、請求項71から74のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７７】
前記データ信号の少なくとも1つについて前記3次微分信号を求める前記手段が、
前記右足の前記中足指節区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める手段と、
前記左足の前記中足指節区域での前記足底圧力を表す前記データ信号に対する前記3次微分値を求める手段とを備える、請求項71から76のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項７８】
少なくともいくつかの前記データ信号から補足信号を計算し、前記主人工固有受容体の前記状態が、データ信号、補足信号および微分信号を用いて選択される段階をさらに含む、請求項77に記載のシステム。
【請求項７９】
前記データ信号の少なくともいくつかから前記補足信号を計算する前記手段が、
前記左足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第1の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第2の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第3の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第4の補足信号を計算する手段と、
前記右足の前記踵骨区域および前記左足の前記踵骨区域の前記足底圧力、および前記右足の前記中足指節区域および前記左足の前記中足指節区域の前記足底圧力を表す前記データ信号を使用して、第5の補足信号を計算する手段とを備える、請求項78に記載のシステム。
【請求項８０】
前記人工固有受容体の前記状態を使用して前記歩行部分の相を発生させる前記手段が、
各人工固有受容体の前記状態を示す2進数標識を付加して、前記歩行部分の相を示す2進数標識を作り出す手段を備える、請求項59から79のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項８１】
前記データ信号の少なくともいくつかを、無線送信機から受信する手段をさらに備える、請求項59から80のいずれか一項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、駆動源付き義肢を制御する制御システムおよび方法に関する。本発明は特に膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足を制御するのによく適している。
【背景技術】
【０００２】
制御技術者によく知られているように、複雑な機械システムの自動化は簡単に実現するものではない。そのようなシステムの中でも、従来型の動力式人工四肢、またはもっと一般的に筋電電動義肢と呼ばれる人工四肢は制御の問題を有することがよく知られている。これらの従来型義肢は、肢切断患者からの何らの相互作用もなく継手を人工的に動かす基本制御器を備えており、基本的な動作を発生させることができるのみである。そのような基本制御器は、実用化の範囲内で義肢に適切な制御を生じさせる必要があるという事実にも関わらず、作業環境の動的条件を考慮に入れていない。それらは一般に、制御パラメータを義肢の動特性に合わせて調整することができる適応制御を欠いているのみならず、人工義肢の応答を予期するのに必要な予測制御戦略を欠いている。人間の肢の移動性は、自発性、反射性および無秩序事象を同時に含む複雑なプロセスであるのに、従来型の筋電電動義肢は、最小限の適切な機能を有するように、人体および外部環境と同時に相互作用を行う能力を持っていない。
【０００３】
例えば、膝上部肢切断患者用の人工義足の場合、人間の歩行が複雑なため、従来型の義肢の技術改良は、結果として今まで受動的な機構に焦点が当てられて来た。これは、人体にモータ駆動の義肢を組み込むことに対して真実有害であることが判明している。肢切断患者によれば、反復動作、連続負荷などの、従来型義足の使用の個々の条件が、代謝エネルギ消費の増加、ソケット圧力の増加、歩行速度の制限、歩行動作における不一致、姿勢バランスの崩壊、骨盤〜脊椎柱の整列の崩壊、および臨床姿勢リハビリ・プログラムを使用する必要の増加などの問題を通常引き起こす。
【０００４】
従来型の義足は、自己推進を可能にするサーボ機構を備えていないので、移動中に使用されるエネルギが、主として使用者から発生するという主要な問題点が残っている。このエネルギ補償問題が、そのような義肢を毎日使用することから生ずる、無視できない短期間および長期間の悪影響を有している。したがって、歩行中に脚断端が果たす動的役割が、特に、毛包炎(folliculitis)、接触皮膚炎(dermatitis)、水腫(edema)、嚢腫(cysts)、皮膚せん断(skin shearing)、瘢痕化(scarring)、潰瘍(ulcers)など、いくつかの皮膚問題を作り出す可能性があるので、義肢の長時間の着用が不可能になる。これらの皮膚問題は、シリコン・シース(silicon sheath)、完全な吸引ソケット(suction socket)、またはパウダを使用することによって、部分的に軽減することができるが、今日でも皮膚問題は主要な重大関心事の1つとして残っている。
【０００５】
同様に、従来型義肢の受動的な性質が、移動の不安定さ、移動の同期性の崩壊、および歩行速度の減少に通常繋がっている。義肢の省エネルギ構成部品分野における最近の開発が、肢切断患者と義肢の間のエネルギ伝達を改善することに部分的に寄与してきている。それにも関わらず、エネルギ消費の問題はまだ完全に解決しておらず、主要な重要事項として残っている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
この背景を考慮すると、肢切断患者、特に膝上部肢切断患者の要求を満たすため、駆動源付き義肢を制御するための改善された制御システムおよび新しい方法が求められていることは、明らかである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の一態様によれば、駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する観点から、歩行の部分および歩行部分の相を求める方法が提供される。その方法は、
複数の主人工固有受容体(main artificial proprioceptor)を設ける段階と、
その主固有受容体の各々からデータ信号を受信する段階と、
各データ信号に対する1次および2次微分信号を得る段階と、
データ信号の内の少なくとも1つに対する3次微分信号を得る段階と、
第1の状態機械の1セットを使用して、対応するデータおよび微分信号を用いて、各主人工固有受容体に対する複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択する段階と、
主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させる段階と、
第2の状態機械を使用して、歩行の複数のあり得る部分の中から歩行の部分をデータ信号に関連する事象を用いて選択する段階とを含む。
【０００８】
本発明の別の態様によれば、駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する方法が提供される。その方法は、
複数の主人工固有受容体を設ける段階と、
その主固有受容体の各々からデータ信号を受信する段階と、
各データ信号に対する1次および2次微分信号を得る段階と、
データ信号の内の少なくとも1つに対する3次微分信号を得る段階と、
第1の状態機械の1セットを使用して、対応するデータおよび微分信号を用いて、各主人工固有受容体に対する複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択する段階と、
主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させる段階と、
第2の状態機械を使用して、歩行の複数のあり得る部分の中から歩行の部分をデータ信号に関連する事象を用いて選択する段階と、
歩行速度値を計算する段階と、
少なくとも歩行部分の相、歩行の部分および歩行速度値を使用して、参照表から係数値を求める段階と、
参照表からの係数値を使用して、駆動源付き義肢の少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する段階と、
動的パラメータ値を、駆動源付き義肢を制御する出力信号に変換する段階とを含む。
【０００９】
本発明の他の態様によれば、複数の主人工固有受容体を使用して、駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する点からみて、歩行の一部分および歩行部分の相を求める装置が提供される。その装置は、
主人工固有受容体の各々に対するデータ信号入力部と、
各データ信号に対する1次および2次微分信号を得るための手段と、
データ信号の内の少なくとも1つに対する3次微分信号を得るための手段と、
対応するデータおよび微分信号を用いて、各主人工固有受容体に対する複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択するのに使用する、第1の状態機械の1セットと、
主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させる手段と、
データ信号に関連する事象を用いて、歩行の複数のあり得る部分の中から歩行の部分を選択するのに使用する、第2の状態機械とを備える。
【００１０】
本発明の他の態様によれば、駆動源付き義肢をリアルタイムで制御する制御システムが提供される。このシステムは、
複数の主人工固有受容体と、
各データ信号に対する1次および2次微分信号を得るための手段と、
データ信号の内の少なくとも1つに対する3次微分信号を得るための手段と、
対応するデータおよび微分信号を用いて、各主人工固有受容体に対する複数のあり得る状態の中から1つの状態を選択するのに使用する第1の状態機械の1セットと、
主人工固有受容体の状態を使用して歩行部分の相を発生させる手段と、
データ信号に関連する事象を用いて、歩行の複数のあり得る部分の中から歩行の部分を選択するのに使用する第2の状態機械と、
歩行速度値を計算する手段と、
少なくとも歩行の相、歩行の部分および歩行速度値に応じた係数値を有する参照表を格納する手段と、
少なくとも歩行部分の相、歩行の部分および歩行速度値を使用して、参照表から実際の係数値を求める手段と、
参照表からの係数値を使用して、駆動源付き義肢の少なくとも1つの動的パラメータ値を計算する手段と、
動的パラメータ値を、駆動源付き義肢を制御する出力信号に変換する手段とを備える。
【００１１】
本発明のこれらの、および他の態様は、以下の詳細な説明に記載されており、詳細な説明から明らかになる。この説明は、添付の図と関連して作成されている。
【００１２】
略語
詳細な説明および図は以下の技術的な略語を引用する。
【００１３】
A/D  アナログ/デジタル
BDW  「下向きに傾斜した歩行〜開始経路(Beginning path)」歩行部分
BGD  「階段を下る〜開始経路」歩行部分
BGU  「階段を上る〜開始経路」歩行部分
BTW  「直線歩行〜開始経路」歩行部分
BTW_SWING  足の振り中の典型的な歩行gr_legの検出
BUW  「上向きに傾斜した歩行〜開始経路」歩行部分
CDW  「下向きに傾斜した歩行〜周期的経路(Cyclical path)」歩行部分
CGD  「階段を下る〜周期的経路」歩行部分
CGU  「階段を上る〜周期的経路」歩行部分
CTW  「直線歩行〜周期的経路」歩行部分
CUW  「上向きに傾斜した歩行〜周期的経路」歩行部分
ECW  「曲線歩行経路」歩行部分
EDW  「下向きに傾斜した歩行〜終止経路(Ending path)」歩行部分
EGD  「階段を下る〜終止経路」歩行部分
EGU  「階段を上る〜終止経路」歩行部分
ETW  「直線歩行〜終止経路」歩行部分
EUW  「上向きに傾斜した歩行〜終止経路」歩行部分
FR_BINX  正のfrxの検出
FRfst_BINX  frxの正の1次微分値の検出
FRsec_BINX  frxの正の2次微分値の検出
FRtrd_BINX  frxの正の3次微分値の検出
FR_HIGHX  STA包絡線より上のfrxレベルの検出
FR_LOWX  ゼロ包絡線とSTA包絡線の間のfrxレベルの検出
FSR  力検知抵抗
GR_POSy  正のgryの検出
MIN_SIT  SIT部分内の最小時間の検出
MP  中足指節
PID  比例-積分-微分
PKA_SDW  座ったときの膝角度(Sit down knee angle)
PKA_ETW  歩行終了時の膝角度(End walking knee angle)
PKA_STA  立った姿勢での膝角度(Stance knee angle)
PKA_SIT  座るときの膝角度(Sit down knee angle)
PKA_SUP_RAMP  立つときの膝角度(Standing up knee angle)
PPMV  足底圧力最大変動
PPS  足底圧力センサ
PRM  相認識モジュール
REG  レギュレータ
RF  無線周波数
SDW  「座る(Sitting down)」歩行部分
SIT  「座っている(Sitting)」歩行部分
STA  「立った姿勢の足(Stance of feet)」歩行部分
STA_BIN  全てのfrxの静的進展(Static evolution)の検出
STATIC_GRy  角速度ゼロ包絡線未満かつゼロ加速度包絡線未満のgryレベルの検出
suma  左足の局所的足底圧力(LPP)信号
sumb  右足の局所的足底圧力(LPP)信号
sumc  両踵骨の局所的足底圧力(LPP)信号
sumd  両中足指節(MP)の局所的足底圧力(LPP)信号
sume  両足の局所的足底圧力(LPP)信号
SUM_BINy  ゼロでないsumy
SUP  「立ち上がる(Standing up)」歩行部分
SVD  特異値分解(Singular Value Decomposition)
SWINGy  足を下ろす(foot strike)前の振れの検出
TG  軌道発生器
XHLSB  踵荷重付加状態底部(X=左(L)または右(R))
XHLSM  踵荷重付加状態中央(X=左(L)または右(R))
XHLST  踵荷重付加状態頂部(X=左(L)または右(R))
XHSTA  踵静的状態(X=左(L)または右(R))
XHUSB  踵荷重除去状態底部(X=左(L)または右(R))
XHUST  踵荷重除去状態頂部(X=左(L)または右(R))
XHZVS  踵ゼロ値状態(X=左(L)または右(R))
XMLSM  中足指節(MP)荷重付加状態中央(X=左(L)または右(R))
XMLST  中足指節(MP)荷重付加状態頂部(X=左(L)または右(R))
XMSTA  中足指節(MP)静的状態(X=左(L)または右(R))
XMUSB  中足指節(MP)荷重除去状態底部(X=左(L)または右(R))
XMUST  中足指節(MP)荷重除去状態頂部(X=左(L)または右(R))
XMZVS  中足指節(MP)ゼロ値状態(X=左(L)または右(R))
ZV_FRfstx  frxの1次微分値が正であるとみなすしきい値
ZV_FRsecx  frxの2次微分値が正であるとみなすしきい値
ZV_FRtrdx  frxの3次微分値が正であるとみなすしきい値
ZV_FRx  frxが正であるとみなすしきい値
ZV_SUMfst  sumyの1次微分値の絶対値が正であるとみなすしきい値
ZV_SUMsec  sumyの2次微分値の絶対値が正であるとみなすしきい値。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
添付の図は、本発明の好ましい実施形態による制御システム(10)を示す。添付の特許請求の範囲の範囲から逸脱することなく、様々な変更形態および修正形態を生み出すことが可能なので、本発明は図示の実施形態に限定されないことを理解されたい。
【００１５】
図1は、肢切断患者用の自律的駆動源付き義肢と組み合わされた制御システム(10)を示す。このシステムは、図2および図3に示す義肢(12)などの、膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足に使用するのに特に適合している。従来型の義肢と異なり、これらの自律的駆動源付き義肢(12)は、それらを動かすのに必要な機械的エネルギを自分自身で供給するように設計されている。この制御システム(10)の目的は、アクチュエータ(14)を制御することができる必要な信号を供給することである。そうするために、この制御システムは、人工固有受容体(16)を使用して肢切断患者とインターフェイス連結され、肢切断患者と駆動源付き義肢(12)の動作の間の適切な協調を確実に行う。人工固有受容体(16)のセットは、リアルタイムで、肢切断患者の動作の動力学についての情報を捕捉し、その情報を制御システム(10)へ供給する。次いで制御システム(10)が、協調動作を可能にするようにアクチュエータ(14)により印加しなければならない、継手の軌道および必要な力またはトルクを求めるのに使用される。
【００１６】
図2は膝上部肢切断患者用の、駆動源付き義足(12)の一例を示す。この義肢(12)は、リニア・アクチュエータ(14)によって動かされる。アクチュエータ(14)は、下腿部材(22)と関連して、膝部材(20)を動かす。これらは共に、第1の枢動軸を使用して枢動的に連結されている。より高性能なモデルでは、より複雑な1本の枢動軸または複数の枢動軸をこのレベルで備えることができる。
【００１７】
人工の足(24)が、下腿部材(22)の底端部の下に設けられている。膝部材(20)は、ソケット(26)を取り付けることができるコネクタ(25)を含む。ソケット(26)は、肢切断患者の脚断端を保持するために使用される。膝部材(20)の設計は、アクチュエータ(14)が膝部材(20)の別の枢動軸と連結される上端部を有するようになっている。次いでアクチュエータ(14)の底端部は下腿部材(22)の底端部の第3の枢動軸に連結される。使用時、アクチュエータ(14)はその中の電気モータを作動させることによって動かされる。モータはねじ(28)を1方向または別の方向に回転させる。ねじ(28)は、フォロワ(30)に対して内へまたは外へ移動し、それによって2つの移動可能な部分、すなわち膝部材(20)と下腿部材(22)の間の相対的な角度位置を変更させる。
【００１８】
図3は、後部アクチュエータ構造による駆動源付き義足(12)を示す。この実施形態は、本質的に図2のものと同じであり、アクチュエータ(14)の別のモデルを伴って図示されている。
【００１９】
本発明は図2、図3に図示する機械的な構造に限定されないことに注目すべきである。本制御システム(10)は、複数の継手を有する義足に使用することもできる。例えば、膝継手に加え、くるぶし継手、中足指節継手または股継手を有する義肢にも使用することができる。さらに、従来型のソケットの代わりに、義肢の機械的構成部品と肢切断患者の骨格の間の直接取り付けを確実にするために、骨と一体化した(osseo-integrated)装置も使用することもできる。別の種類の義肢も同様に使用することができる。
【００２０】
図1の参照に戻ると、人工固有受容体(16)によってもたらされる情報は、出力信号を発生させるために制御システム(10)によって使用される。これらの出力信号は、動作を作り出すために、それ自体が電源(34)、例えば、蓄電池に接続されている動力駆動部(32)を介して、アクチュエータ(14)に送られることが好ましい。動力駆動部(32)は、アクチュエータ(14)に供給される動力の量を制御するのに使用される。アクチュエータ(14)は電気モータを通常含むので、動力駆動部(32)は一般に、動作を作り出すために、アクチュエータ(14)に電力を供給する。
【００２１】
義肢(12)に設けられたセンサ(36)からフィードバック信号を受信することが好ましい。図2および図3に図示するもののような、駆動源付き義足(12)の場合は、これらのフィードバック信号は、2つの可動部品間で測られる相対的な位置およびそれらの間のトルクで示すことができる。この任意選択によって、制御システム(10)は出力信号を十分に制御することが可能になる。他の種類の物理的パラメータも、同様に監視することができる。
【００２２】
図1に示す制御システム(10)は、インターフェイス(40)を備え、人工固有受容体(16)から来るデータ信号はこれを介して受信する。それらの信号は、適切な配線から、または無線伝送のどちらからも受信することができる。膝上部肢切断患者用の駆動源付き義足の場合は、健康な足に設けられた人工固有受容体(16)からのデータ信号は、適切な無線モジュールを使用して、無線伝送で送ることが有利である。例えば、916MHzなどの専用の特定周波数を有する簡単な市販の無線モジュールを使用することができる。しかしながら、よりしっかりした実装形態には、拡散スペクトラムまたは周波数ホッパを有する無線モジュールを使用することが好ましい。勿論、別のA/Dコンバータ、差動解像度(different resolution)またはサンプリング値などの、他の構成も同様に使用することができ、かつ、有線、無線、光学的などの、通信リンク技術の様々な組合せも使用することができる。
【００２３】
制御システム(10)は、「相認識モジュール」(PRM)(42)と呼ばれる部分をさらに備える。この相認識モジュール(PRM)(42)は、2つの重要なパラメータ、すなわち歩行の部分および歩行部分の相を求めるために使用されるので、制御システム(10)の非常に重要な部分である。これらのパラメータは、このテキストの中で後ほど説明する。相認識モジュール(PRM)(42)は、軌道発生器(Trajectory Generator)(TG)(44)に接続され、この軌道発生器(TG)から、駆動源付き義肢(12)を制御するために必要な動的パラメータが計算され、出力信号が作り出される。参照表(46)が、軌道発生器(TG)(44)に接続されたメモリ内に格納されている。さらに、制御システム(10)は、フィードバック信号を受信し、出力信号を調整することができるレギュレータ(48)を含む。
【００２４】
電子回路基板にあるソフトウエアは、アクチュエータ(14)を制御することができる必要な信号を、制御システム(10)が提供できるようにする、上記に示す全てのアルゴリズムを含んでいる。より具体的には、このソフトウエアは以下の3つのモジュールを含む。相認識モジュール(PRM)、軌道発生器(TG)、およびレギュレータ(REG)である。勿論、補助モジュールはいくつでも加えることができる。
【００２５】
人工固有受容体(16)は、主人工固有受容体および補助人工固有受容体を備えることが好ましい。この主人工固有受容体は、特定の足下領域の垂直な足底圧力を測定する局所的足底圧力センサであることが好ましいが、補助人工固有受容体は、下肢の本体区域(body segment)の角速度を測定する1対のジャイロスコープおよび義肢の膝継手の角度を計測する運動力学センサ(kinematic sensor)であることが好ましい。足底圧力センサは、人工足を含む両足の下に使用する。それは、必要な場合、2つの人工足の下に使用することもできる。ジャイロスコープの内の1つは、正常な脚の脛に配置するが、もう1つは膝継手の上の義肢の上部に配置する。運動力学センサについては、義肢の膝継手に配置する。人工固有受容体(16)の他の例には、運動神経(motor nerve)の活動電位(action potential)を測定する神経センサ、内部および外部の筋肉の筋電活動(myoelectrical activity)を測定する筋電電極、運動皮質(motor cortex)または四肢の体細胞運動性(somatic mobility)または内部または外部のいずれかの運動力学(kinematic)に間接的に関連している任意の他の区域などの大脳皮質(cerebrum cortex)の特定の区域の大脳の活動を測定する針行列の埋め込み(needle matrix implant)、および/または駆動源付き義肢の任意の継手での位置およびトルクを測定する運動センサ(kinetic sensor)がある。勿論、適用分野に応じて、人体の動作の様々な動力学(dynamics)に関する情報をもたらすその他の種類のセンサも使用することができる。
【００２６】
図4は、戦略的な位置に配置された2つの足底圧力センサ(16)を備える右の中底(50)を示す。それらの寸法および位置は、歩行中の特定の足下領域によってもたらされる局所的足底圧力信号の安定性および濃度(強度)に従って画成された。実験によって、足圧力の空間的分布に関する、より具体的には歩行中の足底圧力最大変動(Planter Pressure Maximum Variation)(PPMV)の無数のデータがもたらされた。Δmaxfr,ijで表される、このPPMVは、歩行中の特定の点(座標i、jの足下領域)の足底圧力の最大変動として定義された。図4のX-Y軸(52)は、各々の足下領域のi、j座標を決定するために使用された。
【００２７】
事象xで示す所与のステップ中の、座標i、jの所与の足下領域のPPMVは、N歩行ステップの1セットを通じて、このPPMVと平均PPMVの間の絶対差の比がこのセットにわたり、安定性の判定基準を示す特定の値より下にあるときは、安定であると定義される。すなわち、
【数１】
2005536318.tif 000003
【００２８】
ここで、  ・Δmaxfr,ij|xは事象x中の座標i、jの足下領域に局所化されたPPMVである。
【００２９】
・事象xに対して
【数２】
2005536318.tif 000004
【００３０】
・Kはサンプル(こま)数である。
・Nはそのセットのステップの数である。
・Sは所与のPPMVが安定であるかを定義するために選択された判定基準
である。
【００３１】
事象xで示す所与のステップ中の、座標i、jの所与の足下領域のPPMVは、N歩行ステップの1セットを通じて、このPPMVとこのセットの平均PPMVの間の比が、濃度の判定基準を示す特定の値より上にあるときは、情報が濃いと定義される。すなわち、
【数３】
2005536318.tif 000005
【００３２】
ここで、  ・Δmaxfr,ij|xは事象x中の座標i、jの足下領域に局所化されたPPM
Vである。
・事象xに対して
【数４】
2005536318.tif 000006
【００３３】
・Kはサンプル(こま)数である。
・Nはそのセットのステップの数
・Rは所与のPPMVの情報が濃いと定義するために選択された判定基準
である。
【００３４】
判定基準が安定性および濃度PPMVそれぞれに対して5％および50％に設定されるとき、足底圧力センサの寸法および位置がうまく画成されることが、実験から見出された。その結果、踵骨および中足指節(MP)区域は、PPMVが安定かつ情報が濃いという両方の信号をもたらすと考えられる足中底の2つの区域であることは判明した。
【００３５】
図4には、足底圧力センサ(16)が、標準的な整形外科用の中底の形状であることが好ましい、2つの局所的足底圧力(LPP)を測定するための2つのセンサ(16)を埋め込むように改変された、特注の中底(50)の中に設けられている。図5に示すように、各センサ(16)は、インターフェイス(40)に直接、または、例えば無線送信機などの中間システム(図示せず)を使用して間接的に接続される、薄い、力検出抵抗(Force-Sensing Resistor)(FSR)高分子セル(54)から構成されることが好ましい。適切な寸法のFSRセルが入手できない場合は、機械的なアダプタを使用することができる。このFSRセル(54)は、表面に垂直に印加される力の増大に応答して、電気抵抗が減少する。各セル(54)は、その表面領域上の垂直足底圧力の総和に比例する強度の、時間的に変動する電気信号を出力する。
【００３６】
圧力センサの正規化した位置およびそれらの寸法を表1に示す。ここで、長さLおよび幅Wはそれぞれ、被験者の足の長さおよび幅である。表1の係数は、実験によって得られたものである。足底圧力センサ(16)用の典型的な直径は20と30mmの間である。
【表１】
2005536318.tif 000007
【００３７】
使用では、RPM(42）が、人工固有受容体(16）によってもたらされる情報に基づいて、個人の歩行部分の相および歩行の部分を、リアルタイムで、確実に認識する。このRPM(42）はリアルタイムで動作すると言われるが、それは、計算および他の段階が連続的にかつほとんど遅れなく行われることを意味する。
【００３８】
本発明によれば、個々の人工固有受容体(16）から受信するデータ信号が、駆動源付き義肢(12）のアクチュエータ(14）を制御するための十分な情報をもたらすことができることが判明した。例えば、足底圧力センサの場合、足底圧力センサから受信されたデータ信号、およびこれらの信号の組合せの、傾斜(1次微分）、凹面の徴候(2次微分）、および凹面の傾斜(3次微分）が、人間の歩行に対して極めて正確でかつ安定した情報を与えることが実験的に認められてきた。したがって、相認識モジュール(PRM)(42）は、人間の歩行を3つのレベル、すなわち、各人工固有受容体(16）の状態、歩行部分の相および歩行の部分に分解するのに使用される。この細分化によって、人間の歩行にならうための、下肢の完全な移動性の動力学の適切な同定が確実になる。
【００３９】
各々の主人工固有受容体の実際の状態が、歩行細分化の第1のレベルを示す。このレベルは、下肢の移動中の主人工固有受容体のセンサの進展(evolution)として定義される。各センサは、そのデータ信号および最初の3つの微分信号の組合せから同定されるそれぞれの状態を有する。局所的足底圧力(LPP)についての情報をもたらす、この好ましい実施形態の主人工固有受容体に対しては、踵骨区域および中足指節区域に配置された、この局所的足底圧力(LPP)信号がそれぞれ7つおよび6つの状態に分類できることが実験的に発見された。
【００４０】
踵骨区域のセンサに対して、その状態は好ましくは以下の通りである。
【００４１】
XHLSB  踵荷重付加状態底部(X=左(L）または右(R））
XHLSM  踵荷重付加状態中央(X=左(L）または右(R））
XHLST  踵荷重付加状態頂部(X=左(L）または右(R））
XHSTA  踵静的状態(X=左(L）または右(R））
XHUSB  踵荷重除去状態底部(X=左(L）または右(R））
XHUST  踵荷重除去状態頂部(X=左(L）または右(R））
XHZVS  踵ゼロ値状態(X=左(L）または右(R））
【００４２】
中足指節(MP)区域のセンサに対して、その状態は好ましくは以下の通りである。
XMLSB  中足指節(MP)荷重付加状態底部(X=左(L）または右(R））
XMLST  中足指節(MP)荷重付加状態頂部(X=左(L）または右(R））
XMSTA  中足指節(MP)静的状態(X=左(L）または右(R））
XMUSB  中足指節(MP)荷重除去状態底部(X=左(L）または右(R））
XMUST  中足指節(MP)荷重除去状態頂部(X=左(L）または右(R））
XMZVS  中足指節(MP)ゼロ値状態(X=左(L)または右(R))
各センサでの状態を同定することによって、歩行部分の相として呼ばれる、歩行細分化の2次レベルを得ることができる。この歩行部分の相は、歩行細分化の第3のレベル、すなわち歩行の部分内での被験者の移動の進行として定義される。この歩行細分化の第3のレベルは、例えば、立っている、座っている、階段を上がっているなどの、被験者が現在行っている移動の種類を定義する。各歩行部分は、その歩行部分内の被験者の移動の進行を示す連続的な相のセットを含む。各歩行部分用の相順序割当て表は、その部分を通しての局所的足底圧力(LPP)の状態の進展に従って、実験によって同定されてきた。
【００４３】
歩行の部分は、好ましくは以下の通りである。
BDW  「下向きに傾斜した歩行〜開始経路」
BGD  「階段を下る〜開始経路」
BGU  「階段を上る〜開始経路」
BTW  「直線歩行〜開始経路」
BUW  「上向きに傾斜した歩行〜開始経路」
CDW  「下向きに傾斜した歩行〜周期的経路」
CGD  「階段を下る〜周期的経路」
CGU  「階段を上る〜周期的経路」
CTW  「直線歩行〜周期的経路」
CUW  「上向きに傾斜した歩行〜周期的経路」
ECW  「曲線歩行経路」
EDW  「下向きに傾斜した歩行〜終止経路」
EGD  「階段を下る〜終止経路」
EGU  「階段を上る〜終止経路」
ETW  「直線歩行〜終止経路」
EUW  「上向きに傾斜した歩行〜終止経路」
SDW  「座る」
SIT  「座っている」
STA  「立った姿勢の足」
SUP  「立ち上がる」
図6は、これらの様々な歩行の部分に関する状態機械の一例を示す。
【００４４】
図7は、直線歩行の開始経路(Begining Path of Linear Walking）(BTW）歩行部分に対する、相順序割当て表、BTW_1からBTW_25の一例を示す。全ての歩行部分は、相の数は1つの歩行部分から他の部分へと変るが、同様なパターンの相順序割当て表を有する。相の数は、歩行部分の分解の所望の細かさに依存する。この相は、所望の細かさによって決まる、特定の時間間隔での4つの局所的足底圧力の状態を確認することによって実験的に決定される。1つの相は4つの局所的足底圧力の状態の組合せであるので、この相の境界条件は、したがって、各々の局所的足底圧力状態の境界条件の組合せとして定義される。
【００４５】
被験者が行っている歩行部分を選択するためのアルゴリズムは、状態機械手法を使用する。この目的のため、アルゴリズムは、1つの歩行部分から別の歩行部分に移るための状態または部分の境界条件をその値が定義する、1セットの事象を使用する。これらの事象は、被験者が1つの歩行部分から別の歩行部分に移るとき、局所的足底圧力信号、補足的な信号およびそれらの最初の3つの微分値、並びに補助人工固有受容体からの信号の進展により、実験によって同定される。
【００４６】
主人工固有受容体センサの状態、歩行部分の相および歩行部分を求めた後で、アクチュエータを制御するための出力信号に変換する1つまたは複数の動的パラメータを計算するために、軌道発生器(TG)(44）を使用することができる。動的パラメータ値の例には、駆動源付き義肢(12）の膝継手の角変位およびトルク(または力のモーメント）がある。これらの値がリアルタイムで得られるので、「システム軌道(system trajectory）」と通常呼ばれるものを可能にする。被験者の歩行中の任意の時間kにおいて、主人工固有受容体の状態、歩行部分の相、歩行部分および歩行速度である全てのシステムの状態に従って数学的な関係が選択される。その後で、角度変位θknおよび力のモーメントmknが簡単な時間依存方程式およびシステムの状態と関連した静的状態を使用して次いで計算され、それによって膝継手部材に継手の軌道を提供する。この工程が被験者の歩行の間中繰り返される。
【００４７】
図8aから図8dは、109.5歩/分での標準的な歩行経路中の、4つの局所的足底圧力センサ(16)からのデータ信号の例を示す。4つの信号、fr1(t)、fr2(t)、fr3(t)およびfr4(t)は、左足の踵骨区域(図8a)、左足の中足指節(MP)区域(図8b)、右足の踵骨区域(図8c)および右足の中足指節(MP)区域(図8d)の局所的足底圧力(LPP)の時間変動に対応している。
【００４８】
本発明によれば、相認識モジュール(PRM)(42）は、これらの4つの局所的足底圧力信号の各々の1次、2次および3次の微分値をセンサの状態を求めるために使用する。そこから、相認識モジュール(PRM)(42)は、被験者の歩行部分の相、および歩行部分を求めることができる。
【００４９】
図9aから図9dおよび図10aから図10dは、109.5歩/分の直線的な歩行経路に対する、踵骨および中足指節(MP)区域それぞれでの、局所的足底圧力(LPP)、並びにそれらの1次、2次および3次微分値のグラフの例を示す。
【００５０】
図11aから図11dは、踵骨区域での典型的な局所的足底圧力(LPP)信号、およびその最初の3つの微分値に対する状態境界条件をグラフ的に示すが、図12aから図12Dは、中足指節(MP)区域での局所的足底圧力(LPP)信号、およびその最初の2つの微分値を同様に示す。これは、様々なデータおよび発生信号と状態との間の関係を示す。
【００５１】
使用時、x=[1、4]であるfrxで表す局所的足底圧力の状態を検出するために、相認識モジュール(PRM)(42）は、1組の第1の状態機械を、各センサの現在の状態を時間増分毎に選択するために使用する。この目的で、アルゴリズムは、局所的足底圧力の各々に対し1つの状態から別の状態に移る条件をその値が定義する1組の事象を使用する。これらの事象を表2に記載する。
【表２】
2005536318.tif 000008
【００５２】
表2に示された事象の各々の値に配置された条件は、局所的足底圧力(LPP)の各々に対して、状態機械が1つの状態から別の状態に移るときを定義する。表3には、前述の条件が合致する場合を判断するのに使用するしきい値を記載する。ここで、sumyは、表4に記載のy=[a,e]に対する5つの補足信号を示し、一方、表5は、局所的足底圧力(LPP)の状態境界条件を求めるために使用する事象の数式を示す。
【表３】
2005536318.tif 000009
【表４】
2005536318.tif 000010
【表５】
2005536318.tif 000011
【００５３】
図13および図14はそれぞれ、踵骨および中足指節(MP)区域での局所的足底圧力(LPP)の状態を検出するのに使用する状態機械の図を示し、表6および7は、各局所的足底圧力(LPP)の状態間の状態境界条件を総括する。
【表６】
2005536318.tif 000012
【表７】
2005536318.tif 000013
【００５４】
図15は、2つの主部分、すなわち、それぞれブロック100および102で図示する主人工固有受容体信号の予備処理および歩行細分化を含む、相認識モジュール(PRM)アルゴリズムを示すフローチャートを示す。ブロック100で示す主人工固有受容体信号の予備処理が行われる段階の順序は、ブロック104から118の順序によって示す。ブロック104で、4つの局所的足底圧力信号をインターフェイスから受信し、ブロック106で被験者の個々の較正値を使用して正規化する。次いで、この4つの正規化された局所的足底圧力(LPP)は、ブロック104から118で示す予備処理を通る。ブロック112で、この4つの正規化された局所的足底圧力(LPP)は、その分光組成(spectral composition)を減少させるためにフィルタにかけられる。次いで、ブロック108で、ブロック110から116を含むループをスタートさせるカウンタを初期化する。ブロック110のこのループの第1の段階は、信号を微分することにある。微分の段階から得られた信号は、微分計算中に誘起されたノイズを制限するためにブロック112でフィルタにかけられ、ブロック114でバイナリ・フォーマット化される。ブロック116で、アルゴリズムは、カウンタが3回反復したかをチェックする。そうである場合は、4つの正規化された局所的足底圧力信号の全ての最初の3つの微分値を計算してしまったアルゴリズムは、ループを出てブロック102へ行く。そうでない場合は、アルゴリズムは、ブロック110へ行き、この場合ブロック118でカウンタは増加しループが繰り返され、ブロック110へ進むことによって次の微分値が計算される。ループがブロック102へ出ると、アルゴリズムは、アルゴリズムの歩行細分化部分へ入る。ブロック102に示す、歩行細分化によって行われる段階の順序は、ブロック120から124の順序によって示されている。4つの正規化された局所的足底圧力(LPP)およびそれらの第1の3つの微分値から、ブロック120によって各センサの状態が決まり、一方、ブロック122および124によってそれぞれ、相および歩行の部分が決まる。
【００５５】
ブロック106で示す正規化段階は、この好ましい実施形態では被験者の体重などの、被験者の擬人化した特性に基づいて、生のデータ信号の強度を平準化することにある。4つの局所的足底圧力の生のデータ信号は、較正中に4つのセンサによってもたらされた合計強度によって割り算され、次いで、正規化された局所的足底圧力としてブロック110へ供給される。
【００５６】
ブロック112で、4つの局所的足底圧力(LPP)の正規化された生の信号およびそれらの最初の3つの微分値が、それらの分光組成を減少させ、並びに微分計算中に誘起されたノイズを制限するために、数値的にフィルタにかけられる。相認識モジュール(PRM)(42）の好ましい実施形態では、2次の数値フィルタを使用し、歩行部分および信号の種類に従った計算が最適になるように、切り捨て周波数、減衰係数および前進推移(forward shifting）が、実験的にセットされた。相認識モジュール(PRM)(42）は、この後で各歩行部分について示す、2次フィルタによってもたらされる動特性とフィルタの動特性が似ている限り、他の種類の数値フィルタ、例えば、「バターワース(Butterworth）」フィルタも同様に使用することができる。等式4は、相認識モジュール(PRM)(42）内に実装された2次数値フィルタの数学的な関係を示す。表8は、歩行の3つの異なった部分のパラメータをフィルタにかける例を提供する。
【００５７】
ラプラス形式
【数５】
2005536318.tif 000014
【００５８】
ここで、・ωnは減衰させていない自然の周波数、
【数６】
2005536318.tif 000015
【００５９】
・ωrはζ＜1に対する共振周波数と呼ばれる。
・ζは減衰係数である。
【００６０】
帰納的形式
【数７】
2005536318.tif 000016
【００６１】
ここで、・a1=1
・a2=‐2・α・β
・a3=α2
・b1=0
【数８】
2005536318.tif 000017
【数９】
2005536318.tif 000018
【００６２】
・Te=サンプリング・レート
【表８】
2005536318.tif 000019
【００６３】
ブロック110で、微分値は、局所的足底圧力の現在およびその前のサンプル値を数値的に微分することからなる一般的な方法で得ることができる。
【００６４】
ブロック110で得られた微分値は、次いで、ブロック114でバイナリ・フォーマット化される。バイナリ・フォーマット化操作の結果は、微分の正負符号が正の場合は「1」、負の場合は「0」となる。この段階によって、微分された信号の正負符号の変化の識別が2進数事象として容易になる。
【００６５】
ブロック120で、相認識モジュール(PRM)(42)が、図13および図14で示すような状態機械を使用して、各センサの現在の状態を求める。
【００６６】
相認識モジュール(PRM)(42）では、局所的足底圧力の状態は、各ビットが特定のあり得る状態に対応する10ビットの語として表現することが好ましい。表9から12は、左足および右足の踵骨および中足指節(MP)区域での局所的足底圧力の各状態の2進数等価値を記載する。勿論、各局所的足底圧力の状態を示すために、異なるビット長の語も同様に使用することができる。
【表９】
2005536318.tif 000020
【表１０】
2005536318.tif 000021
【表１１】
2005536318.tif 000022
【表１２】
2005536318.tif 000023
【００６７】
ブロック122で、相認識モジュール(PRM)(42）は、4つの局所的足底圧力の状態の直接的な2進数の組合せで表現することが好ましい相を発生させる。したがって、この相は40ビットの語で表すことができ、下側の半分の語の下側部分、下側の半分の語の上側部分、上側の半分の語の下側部分、上側の半分の語の上側部分は、それぞれ、表9から12に示すように、左足の踵骨領域、左足の中足指節(MP)領域、右足の踵骨領域、右足の中足指節(MP)領域に対応する。表13は、4つの局所的足底圧力の状態からの相の識別の一例を示す。
【表１３】
2005536318.tif 000024
【００６８】
ブロック124で、相認識モジュール(PRM)(42）は、図6に示す状態機械を使用して、被験者が現在行っている歩行の部分を選択する。歩行の各部分は、相の順序列からなっている。
【００６９】
したがって、表14は、図7に対応する、直線歩行の開始経路(BTW）歩行部分用の相順序列の割当て表(mapping）を示す。この表は、各相の標識、十進数の値および同様に相境界条件を示す。
【表１４】
2005536318.tif 000025
【００７０】
表15は、座っている(sitting）および平らな地面を通常に歩いている歩行の部分と関連する境界条件のサンプルを列挙し、表3は、上記の条件が合致するか評価するのに使用するしきい値を記載する。
【表１５】
2005536318.tif 000026
【表１６】
2005536318.tif 000027
【００７１】
ここで、  ・Xは脚_踵、脚_中足指節、義肢_踵、または義肢_中足指節を意味する。
・Yは脚または義肢を意味する。
【００７２】
ブロック106の正規化段階は個々の較正値を使用する。これらの値は、被験者が駆動源付き義肢(12）を使用した最初の時、または必要な場合いつでも計算される。ゼロ較正値および被験者体重較正値の2つの較正値を使用することが好ましい。ゼロ較正値は、圧力がセンサに全く印加されていないときの4つの局所的足底圧力の測定を行うことにあり、一方、被験者体重較正値は、センサ応答の総計の大きさに対応する被験者の体重の大きさである。
【００７３】
センサのゼロ較正値を得るアルゴリズムは、図16に示すフローチャートに示されている。アルゴリズムを含む段階の順序は、ブロック200から222の順序によって示されている。ブロック200で、アルゴリズムは4つの局所的足底圧力について開始する。ブロック202で、被験者は自分の足が空中に自由に垂れ下がるような、十分高い表面上に座る。次いで、ブロック204で、被験者は自分の足を軽く前後に振ると、それがブロック206のタイマを初期化し、それがブロック208、210および212を含むループを開始させる。ブロック208で、アルゴリズムはタイマが10秒に達したか否かをチェックし、達した場合は、アルゴリズムは、次いでループを出てブロック220へ行き、達していない場合は、アルゴリズムはブロック210へ進み4つのセンサのゼロ値を記録する。次いで、ブロック212で、タイマが増加し、ループがブロック208へ進むことによって繰り返される。ブロック220で、各々の局所的足底圧力の平均が計算され、ブロック222で最終的にゼロ較正値として提供される。
【００７４】
同様な方法で、被験者体重較正値を得るアルゴリズムが、図17に示すフローチャートに示されている。アルゴリズムを含む段階の順序は、ブロック300から322の順序によって示されている。ブロック300で、アルゴリズムは、4つの局所的足底圧力について開始する。ブロック302で、被験者は、足を肩幅の距離で、立った姿勢で身体を保ちながら、ゆったりした姿勢で立つ。次いでブロック304で、被験者は、ゆっくりと身体を前後に、次いで左右に振ると、それがブロック306のタイマを初期化し、それがブロック308、310および312を含むループを開始させる。ブロック308で、アルゴリズムはタイマが10秒に達したか否かをチェックし、達した場合は、アルゴリズムは、次いでループを出てブロック320へ行き、達していない場合は、アルゴリズムはブロック310へ進み、センサ応答の総計の大きさに対応する被験者の体重の大きさを記録する。次いで、ブロック312で、タイマが増加し、ループがブロック308へ進むことによって繰り返される。ブロック320で、各々の局所的足底圧力の平均が計算され、ブロック322で最終的に体重較正値として提供される。
【００７５】
図18は、相認識モジュール(PRM)(42）の出力および局所的足底圧力と膝継手軌道の間の関係を、リアルタイムで確立するために使用する軌道発生器(TG)アルゴリズムを示すフローチャートを示す。このアルゴリズムを含む段階の順序は、ブロック400から408の順序で示されている。ブロック400で、アルゴリズムは正規化された局所的足底圧力、歩行部分の相および歩行部分を相認識モジュール(PRM)(42）から受け取る。次いでブロック402で、2つの踵の衝撃(strike）の間のこま数を、サンプリング周波数を考慮に入れつつ計算することによって、被験者の歩く速度を、1分当たりの歩数で求め、バイナリ・フォーマット化する。より具体的には、被験者の速度推定値
【数１０】
2005536318.tif 000028
【００７６】
[k](歩/分）は、2つのかかと衝撃sheel[k](こま/歩）の間のこまの数を計算することから求められる。
【数１１】
2005536318.tif 000029
【００７７】
ここで、fsはこまサンプリング周波数(こま/秒）である。
【００７８】
かかと衝撃事象は、以下のとき起きる。
【数１２】
2005536318.tif 000030
【００７９】
ブロック404で、アルゴリズムは、バイナリ・フォーマットで正規化した局所的足底圧力、歩行部分の相、歩行部分および被験者の速度を使用して、膝継手の運動/運動力学的パラメータを被験者の歩行とリンクさせる、1組の線形正規化された静特性(linear normalized static characteristic）を参照表から特定する。ブロック406で、軌道発生器(TG)(44）は、局所的足底圧力およびブロック404で特定されたそれらの対応する数学的関係式(時間依存等式および静特性）を使用して、角変位θkn(k）および力のモーメント(トルク）mkn(k）である時間kにおける運動/運動力学的パラメータを計算する2つの変換関数を含む。運動/運動力学的変数の値は、次いで、ブロック408のREG(48）に供給される。
【００８０】
ブロック406で軌道発生器(TG)(44）によって使用される変換関数は、以下のような等式の1つのシステムとして一般に表すことができる。
【数１３】
2005536318.tif 000031
【００８１】
ここで、  ・g=[矢状の(sagittal）(sg）、前面の(frontal）(fr）、横方向の(transversal）(tr）]は運動面である。
・h=[尻(hip）(hp）、膝(knee）(kn）、くるぶし(ankle）(an）、中足指節(metatarsophalangeal）(mp）]は継手である。
・qは主人工固有受容体センサの数である。
【００８２】
・
【数１４】
2005536318.tif 000032
【００８３】
は歩行に関連する、主人工固有受容体センサから供給される現象学的エンティティ(phenomenological entity）である。
【００８４】
・Ωqは歩行に関連する現象学的エンティティ、下肢の運動学的(kinematic）変数と時間の間の変換関数である。
・Mqは歩行に関連する現象学的エンティティ、下肢の運動(kinetic）変数と時間の間の変換関数である。
【００８５】
・
【数１５】
2005536318.tif 000033
【００８６】
は歩行に関連する、主人工固有受容体センサから供給される現象学的エンティティ(phenomenological entity）である。
【００８７】
・χ(k）=Ω(ph(k）,pr(k）,v(k））は、全システム(肢切断患者およびAAP）の状態であり、ここでkは現在の増分である。
・ph(k）は各歩行部分の相である。
・pr(k）は歩行部分である。
・v(k）は歩行速度である。
・kは現在の増分である。
【００８８】
軌道発生器(TG)(44）がn次元の多項式関係式を使用する場合は、等式7および等式8は以下のようになる。
【数１６】
2005536318.tif 000034
【００８９】
ここで、ai,j(χ(k））およびbi,j(χ(k））  i=1→qは、全システムの状態χ(k）および歩行速度v(k）用の係数であり、nは多項式の次数である。
【００９０】
好ましい実施形態では、4つの局所的足底圧力を使用するので、等式9および10は以下のようになる。
【数１７】
2005536318.tif 000035
【００９１】
ここで、ai,j(χ(k））およびbi,j(χ(k））  i=1→qは、全システムの状態χ(k）および歩行速度v(k）用の係数であり、nは多項式の次数である。
【００９２】
全ての運動/運動力学的パラメータθkn(k）およびmkn(k）が、複雑ではない数学的関係式から計算されるので、軌道の計算は簡単で速く、高度に複雑ではない電子回路基板で計算することができる。
【００９３】
これらの複雑ではない数学的関係式に使用される、数学的関係(時間依存等式および静特性）は、ブロック404で参照される参照表に格納されている。図19は、軌道発生器(TG)参照表を作り出すために使用するアルゴリズムを表示するフローチャートを示す。このアルゴリズムを含む段階の順序は、ブロック500から512の順序で示されている。ブロック500で、アルゴリズムは、選択された現象学的パラメータを測定する。それらは、好ましい実施形態では、被験者の局所的足底圧力、および運動/運動力学的パラメータθkn(k）およびmkn(k）である。測定された現象学的パラメータは、次いで、被験者の体重を関数として正規化される。ブロック504で、現象学的パラメータを運動/運動力学的パラメータにリンクさせる静特性および時間にリンクする時間依存等式が特定され、次いで、ブロック506で正規化される。次いで、ブロック508で、数学的関係式が、現象学的パラメータ、歩行部分の相、歩行の部分、被験者の速度、および等式11および12が線形関数であるこの場合は、バイナリ・フォーマット化された信号に従って細分化される。細分化によって作り出された数学的関係式(時間依存等式および静特性）の各セットに対し、ブロック510で、そのセットに含まれる数学的関係式(時間依存等式および静特性）に多項式回帰が適用される。最後に、ブロック512で、多項式回帰の結果が参照表内に格納され、ブロック508の細分化に従って索引がつけられる。
【００９４】
図19のフローチャートに表示された、この軌道発生器(TG)参照表を作る方法は、以下の関数の分析的/論理的一群に属する任意の等式にも適用可能である。
【数１８】
2005536318.tif 000036
【００９５】
ここで、  ・yg,hは、動作のhプランを通してg下肢継手に対して、推定された運動的
【数１９】
2005536318.tif 000037
【００９６】
または運動力学的
【数２０】
2005536318.tif 000038
【００９７】
変数である。
【００９８】
・gは以下のセットの中の下肢継手である。尻、膝、足首および中足指節。
・hは以下のセットの中の動作のプランである。矢状の、前面の、横方向の
・xjはj番目の歩行と関連する現象、例えば、j番目の局所的足底圧力である。
・aj,iはxjで示されるj番目の歩行と関連する現象に関連するi番目の係数である。
・njはxjで示されるj番目の歩行と関連する現象を表示する多項式の次数である。
・χは歩行に関連する現象の数である。
【００９９】
等式13の関数の一群が、それらが示すシステムの状態に依存すると考えられる場合は、その結果、以下の等式のシステムが得られる。
【数２１】
2005536318.tif 000039
【０１００】
ここで、xはシステムの時間依存状態ベクトルである。
【０１０１】
好ましい実施形態では、xjは、
【数２２】
2005536318.tif 000040
【０１０２】
で表された局所的足底圧力(LPP)によって置き換えることができる。ここで、if=[1,χ]である。時間依存等式の場合は、xjは時間で置き換えることができる。したがって、足底圧力の場合は、等式14は以下となる。
【数２３】
2005536318.tif 000041
【０１０３】
ここで、xはシステムの時間依存状態ベクトルである。
【０１０４】
前述で、yg,hは、動作のhプランを通してのg下肢継手に対する推定された運動的
【数２４】
2005536318.tif 000042
【０１０５】
または運動力学的
【数２５】
2005536318.tif 000043
【０１０６】
変数として定義してきた。したがって、等式15は、以下のように書くことができる。
【数２６】
2005536318.tif 000044
【０１０７】
または
【数２７】
2005536318.tif 000045
【０１０８】
目標は、実験で得られた1組のnsサンプルから、等式16および等式17の関数を特定することである。サンプルは、対応する運動力学的(θg,h）または運動的(mg,h）変数とともに、歩行に関連する現象に関連するデータを含んでいる。
【０１０９】
以下のデータの配列は、実験から得られる。
【表１７】
2005536318.tif 000046
【０１１０】
ここで、  ・j,χは索引および歩行関連現象の数である。
・is,nsは索引およびこま数である。
・tは時間(s）である。
・xはシステムの時間依存状態ベクトルである。
・xjは選択された歩行関連現象である。
・θg,hは動作のhプランを通してのg下肢継手に対する運動力学的変数である。
・mg,hは動作のhプランを通してのg下肢継手に対する運動的変数である。
論理関数aj,i(x）は、次いで、以下の例に示すように、参照表の形で示される。
【表１８】
2005536318.tif 000047
【０１１１】
ここで、  ・iC,nCは索引および参照表の大きさである(nCは量子化された状態と考えられる数である）。
・xはシステムの時間依存状態ベクトルである。
【０１１２】
表17は、システムの時間依存状態ベクトル、歩行関連現象と、以下の静特性である下肢継手の運動力学的および運動的変数との間の関係を確立する。
【数２８】
2005536318.tif 000048
2005536318.tif 000049
【０１１３】
パラメータaj,i(x）を特定するために使用する方法は、人間の被験者に対する実験からもたらされた1組のデータに曲線を当てはめるアルゴリズムの応用に基づいている。この実験は、制御された状態の下で実験室で行われ、表16に示す配列の形で1組のデータが得られる。
【０１１４】
曲線当てはめアルゴリズムは、所与の時間依存状態ベクトルx毎にパラメータaj,i(x）を求めるために使用される。このデータは、表17に示すように、参照表を作成するために使用される。
【０１１５】
前述した方法の構成の一例を以下に示す。
【０１１６】
1.この構成の特殊性は、
a.  歩行関連現象は主人工固有受容体によって供給される4つの局所的足底圧力の1組から構成されている。
b.時間依存状態ベクトルは、以下から構成されている。
i.  被験者の歩行速度
ii.  歩行部分の相および歩行の部分
および等式16および等式17が線形関数の場合は、
iii.  4つの局所的足底圧力のバイナリ・フォーマット化された大きさ
2.  等式16および等式17に記載されたような、静特性
【数２９】
2005536318.tif 000050
【０１１７】
および
【数３０】
2005536318.tif 000051
【０１１８】
に示す一群の関数;
または、
【数３１】
2005536318.tif 000052
【０１１９】
が時間tで置き換えられたときは、等式16および等式17に記載されたような、時間依存等式
【数３２】
2005536318.tif 000053
【０１２０】
および
【数３３】
2005536318.tif 000054
【０１２１】
に示す一群の関数
3.  選択された下肢継手は、大腿部(th）とすね(sh）の間の継手である、膝継手である。
【０１２２】
4.  動作の選択されたプランが矢状のプランである、ことである。
【０１２３】
等式16および等式17が線形の関数である場合、時間依存状態ベクトルは4つの局所的足底圧力のバイナリ・フォーマット化された大きさを、運動力学的(θg,h）または運動的(mg,h）変数を示す曲線をさらに分割するためのパラメータとしてさらに含む。これは、図20に示すように、所与の歩行の部分、歩行部分の相および被験者の速度に対して、運動力学的(θg,h）または運動的(mg,h）変数を示す曲線が、線形関数によって効果的に近似することができないことに起因する。この目的のために、バイナリ・フォーマット化された足底圧力が、運動力学的(θg,h）または運動的(mg,h）変数を示す曲線を線形関数によって効果的に近似することができるように、歩行部分の相をさらに複数の区間に2次分割するために使用される。図21は図20の拡大図であり、そこには運動力学的(θg,h）または運動的(mg,h）変数を示す曲線が、追加の2次分割の各々に、比較的線形で表されている。したがって、線形関数である等式16および等式17を使用することは、時間依存状態ベクトルがバイナリ・フォーマット化された足底圧力をさらに含むことを必然的に伴う。
【０１２４】
好ましい実施形態では、参照表が振幅が正規化された数学的関係式を含むことに注目すべきである。軌道発生器(TG)(44）は、信号の大きさではなく局所的足底圧力の相対値を使用する。このことは、全システムχ(k）の特定の状態に対し、局所的足底圧力が1つの[0,1]にセットされることを意味する。これによって、数学的関係式(時間依存等式および静特性）が被験者の体重と確実に無関係になる。軌道発生器(TG)の構成が歩行速度を全システムの1つの構成部分として使用するので、静特性参照表が好ましい実施形態では84から126歩/分の間の動作条件内に含まれる任意の歩行速度に対し有効であることは注目に値する。しかしながら、参照表は、他の時間間隔に対しても計算することができる。
【０１２５】
制御器(48）は、多数の商業的または実験的応用分野で現在使用されている、制御アルゴリズムと同様な構造を有する制御法則を使用する。以下にその例を提供する様々な制御法則は、制御器(48）に実装することができる。
【０１２６】
第1に、制御器(48）は、以下のように記述される、簡単なPID制御法則を使用することができる。
【数３４】
2005536318.tif 000055
【０１２７】
ここで、  ・kdは制御器の微分成分に関連するゲインである。
・kpは制御器の比例成分に関連するゲインである。
・kiは制御器の積分成分に関連するゲインである。
・xiは要求された軌道である。
・x0はシステムによって実行される軌道である。
・
【数３５】
2005536318.tif 000056
【０１２８】
は要求された(xi）軌道と実行された軌道(x0）の間の誤差である。
【０１２９】
・μはシステムに意図する設定値である。
【０１３０】
これを、x=θまたはx=mである、提案するシステムに適用すると以下が得られる。
【数３６】
2005536318.tif 000057
【０１３１】
ここで、  ・g=[矢状(sg）、前面(fr）、横方向(tr）]は動作のプランである。
・h=[尻(hp）、膝(kn）、くるぶし(an）、中足指節(mp）]は継手である。
・x=θまたはmである
ここで、誤差
【数３７】
2005536318.tif 000058
【０１３２】
と設定値の間の伝達関数は以下で表される。
【数３８】
2005536318.tif 000059
【０１３３】
ここで、  ・b2=ki+kp+kd
・b1=‐(kp+kd）
・b0=kd
・x=θまたはm
この中で、対応する回帰式は以下となる。
【数３９】
2005536318.tif 000060
【０１３４】
ここで、  ・kは現在の増分
・x=θまたはm
第2に、制御器(48)は適応PID制御法則を使用することができる。適応PIDの伝達関数は、従来型のPIDのものと同じであるが、パラメータb2、b3およびb0が全システムχ(k）の状態の関数となる。等式23から、適応PIDの回帰式は以下となる。
【数４０】
2005536318.tif 000061
【０１３５】
ここで、  ・kは現在の増分である。
・x=θまたはm
第3に、制御器(48）は測定されるモーメント(measured moment）を有する従来型PIDを使用することができる。それは以下のように記載できる。
【数４１】
2005536318.tif 000062
【０１３６】
ここで、  ・
【数４２】
2005536318.tif 000063
【０１３７】
は継手で測定される力である。
【０１３８】
・
【数４３】
2005536318.tif 000064
【０１３９】
は制御器によって発生する力である。
【０１４０】
・
【数４４】
2005536318.tif 000065
【０１４１】
は継手に所望される力の設定値である。
【０１４２】
等式22から、位置誤差
【数４５】
2005536318.tif 000066
【０１４３】
と力の設定値
【数４６】
2005536318.tif 000067
【０１４４】
の間の伝達関数は以下で表される。
【数４７】
2005536318.tif 000068
【０１４５】
ここで、  ・Kは位置と力の設定値の間で、この装置でもたらされるゲインである。
・x=θまたはm
したがって、最終的な力の設定値
【数４８】
2005536318.tif 000069
【０１４６】
の回帰式は以下の関係で与えられる。
【数４９】
2005536318.tif 000070
【０１４７】
ここで、  ・kは現在の増分である。
・x=θまたはm
【図面の簡単な説明】
【０１４８】
【図１】本発明の好ましい実施形態による制御システムを示すブロック図である。
【図２】前部アクチュエータ構造を有する、駆動源付き義肢の一例の斜視図である。
【図３】後部アクチュエータ構造を有する、駆動源付き義肢の一例の斜視図である。
【図４】足底圧力センサを備える、中底の上面概略図である。
【図５】図4に示すセンサの断面図である。
【図６】歩行の部分を選択する、状態機械図の一例を示す図である。
【図７】図6に示す状態機械図の中の、歩行の1つの部分(BTW）内の歩行部分の相の一例を示す図である。
【図８】図8aから図8dは、平らな地面上の典型的な歩行中に、足底圧力センサを使用して得られた4つのデータ信号の一例を示す図である。
【図９】図9aから図9dは、踵骨領域での足底圧力センサから得られたデータ信号の一例とその最初の3つの微分値を示す図である。
【図１０】図10aから図10dは、中足指節(MP）領域での足底圧力センサから得られたデータ信号の一例とその最初の3つの微分値を示す図である。
【図１１】図11aから図11dは、踵骨領域での足底圧力センサに対するデータ信号と関連する足底圧力センサの状態の一例と、その最初の3つの微分値を示す図である。
【図１２】図12aから図12Dは、中足指節(MP）領域での足底圧力センサに対するデータ信号と関連する足底圧力センサの状態の一例と、その最初の3つの微分値を示す図である。
【図１３】踵骨領域用の足底圧力センサの状態を選択するための状態機械図の一例を示す図である。
【図１４】中足指節(MP）領域用の足底圧力センサの状態を選択するための状態機械図の一例を示す図である。
【図１５】相認識モジュール(PRM）の全体ブロック図である。
【図１６】ゼロ点較正を示すブロック図である。
【図１７】被験者の体重較正を示すブロック図である。
【図１８】軌道発生器(TG）のブロック図である。
【図１９】軌道発生器参照表の作成を示すブロック図である。
【図２０】所与の歩行の部分、歩行部分の相および被験者の速度に対する運動力学的または運動の変数を示す曲線の一例を示すグラフである。
【図２１】図20の拡大図である。
【符号の説明】
【０１４９】
(10)…制御システム…、(12)…義肢、(14)…アクチュエータ、(16)…人工固有受容体、(20)…膝部材、(22)…下腿部材、(24)…人工の足、(25)…コネクタ、(26)…ソケット、(28)…ねじ、(30)…フォロワ、(32)…動力駆動部、(34)…電源、(36)…センサ、(40)…インターフェイス、(42)…相認識モジュール(PRM)、(44)…軌道発生器(TG)、(46)…参照表、(48)…レギュレータ、制御器、(50)…中底
【図１】
2005536318.tif 000071
【図２】
2005536318.tif 000072
【図３】
2005536318.tif 000073
【図４】
2005536318.tif 000074
【図５】
2005536318.tif 000075
【図６】
2005536318.tif 000076
【図７】
2005536318.tif 000077
【図８】
2005536318.tif 000078
【図９】
2005536318.tif 000079
【図１０】
2005536318.tif 000080
【図１１】
2005536318.tif 000081
【図１２】
2005536318.tif 000082
【図１３】
2005536318.tif 000083
【図１４】
2005536318.tif 000084
【図１５】
2005536318.tif 000085
【図１６】
2005536318.tif 000086
【図１７】
2005536318.tif 000087
【図１８】
2005536318.tif 000088
【図１９】
2005536318.tif 000089
【図２０】
2005536318.tif 000090
【図２１】
2005536318.tif 000091
【国際調査報告】
2005536318.tif 000092
2005536318.tif 000093
2005536318.tif 000094