(57)【要約】  少なくともいくつかの局面において、本概念は、補助的な可撓性スーツを構成するための方法を含み、当該方法は、補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為と、人物が第１の制御移動環境で移動すると補助的な可撓性スーツの少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、少なくとも１つのセンサの出力を用いて少なくとも１つの定義済み歩様事象を特定する行為と、少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルが少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させて歩様の向上を促進するまで、監視する、特定する、および調節する行為を実行し続ける行為とを含む方法を含む。少なくとも１つのコントローラは次に、作動プロファイルを実現するように設定される。
2016539723.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
補助的な可撓性スーツを構成するための方法であって、
補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為を備え、前記補助的な可撓性スーツは、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素と、前記第１のアンカー要素と前記第２のアンカー要素との間に延びる複数の接続要素と、前記第１のアンカー要素と前記第２のアンカー要素との間に配置される少なくとも１つの関節に跨る前記複数の接続要素の少なくとも１つと、少なくとも１つのセンサと、少なくとも１つのアクチュエータと、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分に接続する少なくとも１つの力伝達要素と、運動時に起こる１つ以上の定義済み事象に応答して前記少なくとも１つのアクチュエータを作動させ、前記少なくとも１つの関節の運動時に前記少なくとも１つの関節の周りにモーメントを発生させる作動プロファイルを生成するように構成される少なくとも１つのコントローラとを備え、前記方法はさらに、
前記人物が第１の制御移動環境で移動すると前記少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、
前記少なくとも１つのセンサの前記出力を用いて、少なくとも１つの定義済み歩様事象を特定する行為と、
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルが前記少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させて歩様の向上を促進するまで、前記監視する、特定する、および調節する行為を実行し続ける行為と、
前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とを備える、方法。
【請求項２】
前記第１の制御移動環境における移動は、トレッドミル上の歩行を備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記少なくとも１つのアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４】
前記作動プロファイルを調節する行為は、背屈を修正するように前記作動プロファイルを調節することを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５】
前記作動プロファイルを調節する行為は、足底屈を修正するように前記作動プロファイルを調節することを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６】
前記補助的な可撓性スーツは片側である、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７】
前記補助的な可撓性スーツは両側である、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項８】
前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、歩様周期中に第１の関節にわたって第１のトルクプロファイルを付与する第１の力プロファイルを出力するように構成され、前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、歩様周期中に第２の関節にわたって第２のトルクプロファイルを付与する第２の力プロファイルを出力するように構成される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項９】
前記補助的な可撓性スーツは、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分におけるまたはその周りの複数の取付点に接続する複数の力伝達要素を備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１０】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの足底屈の修正を可能にする第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの背屈の修正を可能にする第２の取付点に接続する、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１１】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの回外の修正を可能にする第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの回内の修正を可能にする第２の取付点に接続する、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１２】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの内反の修正を可能にする第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの外反の修正を可能にする第２の取付点に接続する、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１３】
前記複数の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上の修正を可能にするように選択された複数の取付点に接続する、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１４】
前記修正は、補助モーメントを前記少なくとも１つの関節に提供すること、または抵抗モーメントを前記少なくとも１つの関節に提供することを備える、請求項１３に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１５】
前記補助的な可撓性スーツは弾力性要素を備え、前記弾力性要素は、前記弾力性要素によって発生する反力を介して足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上の修正を可能にする前記複数の取付点の１つ以上に取付けられる、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１６】
前記複数の力伝達要素の少なくともいくつかは、モジュール式であり、前記補助的な可撓性スーツに選択的に組込まれるか前記スーツから取外され、足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上を選択的に修正するように前記少なくとも１つのアクチュエータの出力と１つ以上の取付点との選択的な接続を提供する、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１７】
前記歩様の向上は、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における歩様周期中の患側の関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、または非矢状面内の代償運動の減少、の少なくとも１つを備える、請求項１から１６のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１８】
前記監視する、特定する、および調節する行為を反復的に実行して、前記歩様とは異なる第２の歩様の向上を促進する第２の作動プロファイルをもたらす行為をさらに備え、
前記歩様は第１の歩行パターンを備え、
前記第２の歩様は第２の歩行パターンを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１９】
前記監視する、特定する、調節する、および前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為に続いて、
前記人物が第２の制御移動環境で移動すると前記少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、
前記少なくとも１つのセンサの前記出力を用いて、少なくとも１つの予め定められた歩様事象を特定する行為と
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、
調節した作動プロファイルが歩様の向上を提供するまで、前記監視する、特定する、および調節する行為を実行し続ける行為と、
調節した前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とをさらに備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２０】
前記第２の制御移動環境における移動は、床または機器を備えた床の上の歩行を備える、請求項１９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２１】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記少なくとも１つのアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを備える、請求項１９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２２】
前記歩様のさらなる向上は、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、足関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、または非矢状面内の代償運動の減少、の少なくとも１つを備える、請求項１９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２３】
前記身に着ける、監視する、特定する、調節する、および設定する行為を定期的に実行して、前記少なくとも１つのアクチュエータの前記作動プロファイルを調節する行為をさらに備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２４】
前記補助的な可撓性スーツの前記少なくとも１つのコントローラと作動的に関連付けられる通信装置を用いて、前記少なくとも１つのセンサからリモートコンピュータにデータを出力する行為と、
前記通信装置を介して、更新された作動プロファイル命令セットを受信する行為とをさらに備え、前記更新された作動プロファイル命令セットは前記作動プロファイルに対する小さい調節を備え、前記方法はさらに、
更新された作動プロファイルが歩様パターンの向上を促進するまで、前記出力する、および受信する行為を反復的に実行する行為と、
前記更新された作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２５】
前記作動プロファイルに対する小さい調節は、前記少なくとも１つのアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上に対する調節を備える、請求項２４に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２６】
前記作動プロファイルに対する小さい調節は、前記作動プロファイルの特性に対する２５％未満の調節を備える、請求項２５に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２７】
前記作動プロファイルに対する小さい調節は、前記作動プロファイルの特性に対する５％未満の調節を備える、請求項２５に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２８】
少なくとも前記監視する、および調節する行為は、ＧＵＩインターフェイスを介してループ内の医療提供者によって実行され、
前記医療提供者は、どのような種類、量、およびプロファイルの補助が歩様の向上を提供するかを判断する、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２９】
特定される前記少なくとも１つの定義済み歩様事象は、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または筋肉コンセントリック収縮の開始、の少なくとも１つを備える、請求項１から２８のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３０】
前記少なくとも１つのセンサは前記人物の片脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記人物のもう片方の脚に提供される、請求項１から２８のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３１】
前記少なくとも１つのセンサは前記人物の片脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記人物の前記片脚に提供される、請求項１から２８のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３２】
前記少なくとも１つのセンサは複数のセンサを備え、少なくとも第１のセンサおよび第２のセンサが第１の脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第１および前記第２のセンサの両方の出力に応答して少なくとも前記第１の脚に提供される、請求項１から２８のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３３】
前記少なくとも１つのセンサは複数のセンサを備え、少なくとも第１のセンサが第１の脚の上に配置され、少なくとも第２のセンサが第２の脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第１および前記第２のセンサの両方の出力に応答して少なくとも前記第１の脚に提供される、請求項１から２８のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３４】
前記複数のセンサの前記出力を用いて特定される前記少なくとも１つの予め定められた歩様事象は、少なくとも２つの予め定められた歩様事象を備える、請求項３３に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３５】
前記少なくとも２つの予め定められた歩様事象は、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または筋肉コンセントリック収縮の開始、の少なくとも１つを備える、請求項３４に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３６】
前記少なくとも２つの予め定められた歩様事象は、補助脚に関連する第１の歩様事象および対側脚に関連する第２の歩様事象を備える、請求項３４に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３７】
前記少なくとも１つの関節は前記第１の脚の関節であり、
前記第１の脚の前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第２の脚の上の前記第２のセンサからの出力に応答してトリガされる、請求項３３に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３８】
前記少なくとも１つの関節は前記第１の脚の関節であり、
前記第１の脚の前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第１の脚の上の前記第１のセンサおよび前記第２の脚の上の前記第２のセンサの両方からの出力に応答してトリガされる、請求項３３に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３９】
前記少なくとも１つの力伝達要素を少なくとも１つのオフボードアクチュエータに接続して、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの出力を前記第２の身体部分に接続する行為と、
前記少なくとも１つのセンサの前記出力に応答して、オフボードコントローラを用いて、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動を制御する行為と、
前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、
作動プロファイルが前記少なくとも１つの関節の周りに前記有益なモーメントを生じて歩様の向上を促進するまで、前記監視する、特定する、制御する、および調節する行為を実行し続ける行為とをさらに備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４０】
前記第１の制御移動環境における移動は、トレッドミル上の歩行を備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４１】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記少なくとも１つのアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４２】
前記作動プロファイルを調節する行為は、背屈、足底屈、または両方を修正するように前記作動プロファイルを調節することを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４３】
前記作動プロファイルを調節する行為は、少なくとも１つの関節の周りの屈曲、少なくとも１つの関節の周りの伸展、または少なくとも１つの関節の周りの屈曲および伸展の両方を修正するように前記作動プロファイルを調節することを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４４】
前記補助的な可撓性スーツの前記少なくとも１つのアクチュエータを前記補助的な可撓性スーツの前記少なくとも１つの力伝達要素に接続する行為と、
前記作動プロファイルを前記少なくとも１つのアクチュエータに対して実現して前記歩様の向上を提供するように、前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とをさらに備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４５】
前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、歩様周期中に第１の関節にわたって第１のトルクプロファイルを付与する第１の力プロファイルを出力するように構成され、
前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、歩様周期中に第２の関節にわたって第２のトルクプロファイルを付与する第２の力プロファイルを出力するように構成される、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４６】
前記補助的な可撓性スーツは片側である、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４７】
前記補助的な可撓性スーツは両側である、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４８】
前記補助的な可撓性スーツは、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分におけるまたはその周りの選択された複数の取付点に接続する複数の力伝達要素を備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４９】
前記補助的な可撓性スーツは弾力性要素を備え、前記弾力性要素は、前記弾力性要素によって発生する反力の利用を可能にする前記複数の取付点の１つ以上に取付けられる、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５０】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの足底屈を促進する第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、前記足関節の周りの背屈を促進する第２の取付点に接続する、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５１】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの回外を促進する第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、前記足関節の周りの回内を促進する第２の取付点に接続する、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５２】
前記複数の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの内反を促進する第１の取付点に接続し、前記複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、前記足関節の周りの外反を促進する第２の取付点に接続する、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５３】
前記複数の力伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上を修正するように選択された複数の取付点に接続する、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５４】
前記複数の力伝達要素の少なくともいくつかは、モジュール式であり、前記補助的な可撓性スーツに選択的に組込まれるか前記スーツから取外され、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力と１つ以上の取付点との選択的な接続を提供する、請求項４８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５５】
前記歩様の向上は、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における歩様周期中の患側の足関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、または非矢状面内の代償運動の減少、の少なくとも１つを備える、請求項３９から５４のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５６】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記作動プロファイルの出力特性を約２５％未満だけ調節することを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５７】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記作動プロファイルの出力特性を約５％未満だけ調節することを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５８】
前記出力特性は、前記出力される力の印加の割合、前記出力される力の開始のタイミング、前記出力される力の終了のタイミング、作動時の作動力の増加、または作動時の作動力の低下、の１つを備える、請求項５６または５７に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５９】
前記監視する、特定する、および調節する行為を反復的に実行して、前記歩様とは異なる第２の歩様の向上を促進する第２の作動プロファイルをもたらす行為をさらに備え、
前記歩様は第１の歩行パターンを備え、
前記第２の歩様は第２の歩行パターンを備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６０】
前記監視する、特定する、制御する、および前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを調節する行為に続いて、
前記人物が第２の制御移動環境で移動すると前記少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、
前記少なくとも１つのセンサの前記出力を用いて、少なくとも１つの予め定められた歩様事象を特定する行為と
前記少なくとも１つのセンサの前記出力に応答して、オフボードコントローラを用いて、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動を制御する行為と、
前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、
調節した作動プロファイルが歩様のさらなる向上を提供するまで、前記監視する、特定する、および調節する行為を実行し続ける行為と、
調節した前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とをさらに備える、請求項３９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６１】
前記第２の制御移動環境における移動は、床または機器を備えた床の上の歩行を備える、請求項６０に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６２】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを備える、請求項６０に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６３】
前記歩様のさらなる向上は、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、足関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、または非矢状面内の代償運動の減少、の少なくとも１つを備える、請求項６０に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６４】
前記補助的な可撓性スーツの前記少なくとも１つのアクチュエータを、前記補助的な可撓性スーツの前記少なくとも１つの力伝達要素に接続する行為と、
調節した前記作動プロファイルを前記少なくとも１つのアクチュエータに対して実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とをさらに備える、請求項６０に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６５】
前記少なくとも１つの予め定められた歩様事象は、ヒールストライク、またはトゥオフ、またはフットランディングを備える、請求項３９から６４のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６６】
前記少なくとも１つのセンサは前記人物の片脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記人物のもう片方の脚に提供される、請求項３９から６４のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６７】
前記少なくとも１つのセンサは前記人物の片脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記人物の前記片脚に提供される、請求項３９から６４のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６８】
前記少なくとも１つのセンサは複数のセンサを備え、少なくとも第１のセンサが第１の脚の上に配置され、少なくとも第２のセンサが第２の脚の上に配置され、
歩様の向上を提供する前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第１および前記第２のセンサの両方の出力に応答して少なくとも前記第１の脚に提供される、請求項３９から６４のいずれか１項に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６９】
前記複数のセンサの前記出力を用いて特定される前記少なくとも１つの予め定められた歩様事象は、少なくとも２つの予め定められた歩様事象を備える、請求項６８に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７０】
前記少なくとも２つの予め定められた歩様事象の各々は、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、またはフットランディングの１つを備える、請求項６９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７１】
前記少なくとも２つの予め定められた歩様事象の１つは、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または補助脚の筋肉コンセントリック収縮の開始、の１つを備え、
前記少なくとも２つの予め定められた歩様事象の１つは、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または対側脚の筋肉コンセントリック収縮の開始、の１つを備える、請求項６９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７２】
前記少なくとも１つの関節は前記第１の脚の関節であり、
前記第１の脚の前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第２の脚の上の前記第２のセンサからの出力に応答してトリガされる、請求項６９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７３】
前記少なくとも１つの関節は前記第１の脚の関節であり、
前記第１の脚の前記少なくとも１つの関節の周りの前記有益なモーメントは、前記第１の脚の上の前記第１のセンサおよび前記第２の脚の上の前記第２のセンサの両方からの出力に応答してトリガされる、請求項６９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７４】
オフノーマルな歩様パターンを示す人物の可動性を高めるように補助的な可撓性スーツの制御出力を動的に調節するための方法であって、前記方法は、
歩様周期中に、１つ以上の関節にわたって作用する第１の作動プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為と、
第１の制御ループインターフェイスを用いて、前記歩様周期中に第１の身体部分の上の少なくとも第１のセンサの出力を監視する行為とを備え、前記第１のセンサは、歩様パターンに関連する第１の情報を補助的な可撓性スーツコントローラに提供するように構成され、前記方法はさらに、
前記第１の制御ループインターフェイスを用いて、前記歩様周期中に第２の身体部分の上の少なくとも第２のセンサの出力を監視する行為を備え、前記第２のセンサは、前記歩様パターンに関連する第２の情報を前記補助的な可撓性スーツコントローラに提供するように構成され、前記歩様周期の少なくとも一部分の間、前記第２の身体部分は前記第１の身体部分と位相がずれており、前記方法はさらに、
前記第１の情報および前記第２の情報を用いて基準歩様パターンとの前記歩様パターンの差異を求める行為と、
前記基準歩様パターンとの前記歩様パターンの前記差異を減少させるように構成される、前記１つ以上の関節にわたって作用する第２の作動プロファイルを決定する行為と、
連続する歩様周期中に前記第２の作動プロファイルを出力するように前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為とを備える、方法。
【請求項７５】
前記第１の身体部分は不自由な脚であり、前記第２の身体部分は健全な脚である、請求項７４に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項７６】
前記基準歩様パターンは、前記健全な足の歩様特性を備える、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項７７】
前記基準歩様パターンは標準化された歩様パターンを備える、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項７８】
前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、前記歩様周期中に第１の関節にわたって第１の作動プロファイを出力するように構成され、
前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、前記歩様周期中に第２の関節にわたって第２の作動プロファイを出力するように構成される、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項７９】
前記第１の情報および前記第２の情報を用いて基準歩様パターンとの前記歩様パターンの差異を求める行為は、第１の制御ループコントローラまたは第２の制御ループコントローラの少なくとも一方を用いて実行される、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８０】
前記第１の作動プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為、前記少なくとも第１のセンサの出力を監視する行為、および前記少なくとも第２のセンサの出力を監視する行為の少なくとも１つは医療提供者によって実行される、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８１】
前記第２の作動プロファイルを決定する行為、および前記第２の作動プロファイルを出力するように前記少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為の少なくとも一方は前記医療提供者によって実行される、請求項８０に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８２】
前記第１の身体部分は第１の腕であり、前記第２の身体部分は第２の腕であり、または、前記第１の身体部分は着用者の胴に近い腕の第１の部分であり、前記第２の身体部分は前記着用者の胴の第２の部分である、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８３】
前記歩様特性は、矢状面または冠状面の少なくとも一方を横切る運動の対称性を備える、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８４】
前記第１のセンサは、フットスイッチ、ジャイロスコープ、慣性トランスデューサ、加速度計の１つ以上、またはそれらのいずれかの組合せを備える、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８５】
前記第２のセンサは、フットスイッチ、ジャイロスコープ、慣性トランスデューサ、加速度計の１つ以上、またはそれらのいずれかの組合せを備える、請求項８４に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８６】
前記第１の作動プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為、前記少なくとも第１のセンサの出力を監視する行為、および前記少なくとも第２のセンサの出力を監視する行為の少なくとも１つは第１の制御ループコントローラによって実行される、請求項７５に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８７】
前記第２の作動プロファイルを決定する行為は前記第１の制御ループコントローラによって実行される、請求項８６に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８８】
前記基準歩様パターンとの前記歩様パターンの差異を求める行為は前記第１の制御ループコントローラによって実行される、請求項７９に記載の補助的な可撓性スーツの補助出力を動的に調節するための方法。
【請求項８９】
少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切る力を出力して前記関節にわたってトルクを発生させるように適合される少なくとも１つのアクチュエータを備える補助的な可撓性スーツの動作特性を調節するためのハイブリッド制御システムであって、前記ハイブリッド制御システムは、
前記少なくとも１つの関節の位置または運動に関連する少なくとも１つの身体セグメントに関する情報を提供するように構成される少なくとも１つのセンサと、
表示装置を備えるグラフィカルユーザインターフェイスと、第１のコントローラと、第１の通信装置と、前記第１のコントローラによって実行されると前記第１のコントローラに行為を行なわせるように構成される命令セットを有する物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置とを備える第１の制御ループとを備え、前記行為は、
前記第１の通信装置を介して、前記少なくとも１つのセンサの出力または前記少なくとも１つの身体セグメントに関連する情報を提供するように構成される別の１つ以上のセンサの出力を受信する行為と、
少なくとも１つの歩様事象に関連して前記少なくとも１つの関節の運動に関連する前記情報を前記表示装置上に表示する行為と、
前記グラフィカルユーザインターフェイスを介して、前記作動信号の１つ以上の修正パラメータを備える入力を受信する行為と、
前記第１の制御ループの前記第１の通信装置から第２の制御ループの第２の通信装置に、前記作動信号の前記修正パラメータを出力する行為とを備え、
前記第２の制御ループは、第２のコントローラと、前記第２のコントローラによって実行されると前記第２のコントローラに作動信号を前記少なくとも１つのアクチュエータに出力させるように構成される命令セットを有する物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置とを備え、前記第２のコントローラは、少なくとも、前記少なくとも１つのセンサからの前記情報の第１の入力および第１の制御ループからの第２の入力を受信する、ハイブリッド制御システム。
【請求項９０】
前記トルクは補助トルクである、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９１】
前記トルクは抵抗トルクである、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９２】
前記グラフィカルユーザインターフェイスを介して、前記作動信号の１つ以上の修正パラメータを備える入力を受信する行為は、医療提供者からの入力を受信することを備える、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９３】
前記物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置は、前記第１のコントローラによって実行されると、前記第１のコントローラにさらに、前記受信する、表示する、受信する、および出力する行為を反復させるように構成される命令セットを有する、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９４】
前記第１のコントローラ、前記第２のコントローラ、またはそれらの組合せ、の１つは、単独でまたは組合されて、前記少なくとも１つのセンサの前記出力を少なくとも１つの歩様事象に相関付けるように構成される、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９５】
前記少なくとも１つのセンサは、前記補助的な可撓性スーツまたは前記補助的な可撓性スーツの着用者の一方によって運ばれる、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９６】
前記少なくとも１つのセンサは、前記補助的な可撓性スーツの前記着用者と前記補助的な可撓性スーツとの間に配置されるロードセルを備える、請求項９５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９７】
前記少なくとも１つのセンサは複数のセンサを備える、請求項９５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９８】
前記少なくとも１つのセンサは、フットスイッチ、圧力インソール、慣性装置、ジャイロスコープ、超弾性歪みセンサ、歪みセンサ、ロードセル、加速度計、慣性計測装置、電圧センサ、アクチュエータ電圧センサ、アクチュエータ電流センサ、生理学的センサ、の少なくとも１つを備える、請求項９５または９７に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項９９】
前記少なくとも１つのセンサは、前記補助的な可撓性スーツとは別個に、かつ前記スーツから離れて配置される、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１００】
前記少なくとも１つのセンサは複数のセンサを備える、請求項９９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０１】
前記少なくとも１つのセンサは光学モーション分析システムを備える、請求項９９または１００に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０２】
前記少なくとも１つのセンサは、前記補助的な可撓性スーツの着用者がその上を歩行運動するトレッドミルに、または機器を備えた床部分に配置される１つ以上のロードセルを備える、請求項９９または１００に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０３】
前記補助的な可撓性スーツとは別個に、かつ前記スーツから離れて配置される前記センサは、前記補助的な可撓性スーツを着用している人物の足、脚、腕、手、胴、または頭の少なくとも１つによって運ばれる、請求項９９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０４】
前記少なくとも１つのセンサは、前記補助的な可撓性スーツによって運ばれる第１のセンサと、前記補助的な可撓性スーツとは別個に、かつ前記スーツから離れて配置される第２のセンサとを少なくとも含む複数のセンサを備える、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０５】
前記少なくとも１つのセンサは、少なくとも１つのロードセルと、ジャイロスコープまたは加速度計の少なくとも一方とを備える、請求項８９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０６】
前記少なくとも１つの歩様事象は、ヒールストライク、ヒールオフ、トゥオフ、またはフットランディングの少なくとも１つを備える、請求項８９から１０５のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０７】
前記少なくとも１つの歩様事象は、不自由な脚のヒールストライク、健全な脚のヒールストライク、前記不自由な脚のトゥオフ、前記健全な脚のトゥオフ、前記不自由な脚のヒールオフ、前記健全な脚のヒールオフ、または歩様のフットフラット部分、のいずれか１つ以上を備える、請求項８９から１０５のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０８】
前記作動信号の１つ以上の局面を修正せよとの前記命令は、少なくとも１つの作動信号の大きさ、プロファイル、開始のタイミング、または終了のタイミングの少なくとも１つを修正せよとの命令を備える、請求項８９から１０７のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１０９】
前記少なくとも１つの作動信号は、アクチュエータ位置プロファイル、アクチュエータ速度プロファイル、またはアクチュエータ加速度プロファイルを備える、請求項１０８に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１０】
前記少なくとも１つ作動信号はアクチュエータ力プロファイルを備える、請求項１０８に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１１】
前記第２のコントローラは、前記少なくとも１つのセンサからの前記情報の少なくともいくらかの処理を行ない、１つ以上のより高レベルの変数を計算し、処理した前記情報を前記第１の制御ループの前記第１のコントローラに出力する、請求項８９から１１０のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１２】
１つ以上のより高レベルの変数は平均データを備える、請求項１１１に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１３】
前記第２のコントローラは、前記少なくとも１つのセンサからの生情報を前記第１の制御ループに出力する、請求項１１１に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１４】
前記少なくとも１つの歩様事象に応答して、最後のＮ歩の期間の平均が、前記少なくとも１つのコントローラまたは１つ以上のプロセッサの少なくとも一方によって更新される、請求項８９から１１３のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１５】
前記最後のＮ歩の期間の平均は、同一の少なくとも１つの歩様事象の連続する発生同士の差を備える、請求項１１４に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１６】
前記同一の少なくとも１つの歩様事象の連続する発生は、ヒールストライク、ヒールオフ、トゥオフ、またはフットランディングを備える群から選択される歩様事象を備える、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１７】
前記同一の少なくとも１つの歩様事象の連続する発生は、ヒールストライク、ヒールオフ、トゥオフ、またはフットランディングを備える群から選択される歩様事象を備える、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１８】
前記第１の制御ループは、前記グラフィカルユーザインターフェイス上に最後のＮ歩のスタンス期間の平均を表示するように構成される、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１１９】
前記第１の制御ループは、前記グラフィカルユーザインターフェイス上に連続するヒールストライクとトゥオフとの差を表示するように構成される、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２０】
前記第１の制御ループは、前記グラフィカルユーザインターフェイス上に最後のＮ歩のスイング期間の平均を表示するように構成され、
前記スイング期間は、連続するトゥオフとヒールストライクとの差である、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２１】
前記第１の制御ループは、前記グラフィカルユーザインターフェイス上に両脚からの情報を組合せた変数を表示するように構成される、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２２】
前記両脚からの情報を組合せた変数は二重支持の平均期間を備え、
前記二重支持は、第１の脚のヒールストライクと第２の脚のトゥオフとの差である、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２３】
前記両脚からの情報を組合せた変数は、両脚同士の間の歩様事象または歩様期の類似の程度の表示を備える、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２４】
前記第１の制御ループは、前記グラフィカルユーザインターフェイス上に、第１の歩様事象と、前記第１の歩様事象と同じ種類の少なくとも１つの連続する歩様事象との差を表示するように構成される、請求項１１５に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２５】
前記第２の制御ループの前記第２のコントローラ、前記第１の制御ループの前記第１のコントローラ、またはそれらの組合せは、前記少なくとも１つのセンサの前記出力を少なくとも２つの歩様事象に相関付けるように構成され、
前記作動信号の第１の部分は第１の歩様事象に続いて決定され、
前記作動信号の第２の部分は第２の歩様事象に続いて決定され、それによって、前記作動信号が２つの歩様事象または２つ以上の歩様期と同期され、
歩様期は２つの歩様事象同士の間の歩様の部分である、請求項８９から１２４のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２６】
前記第２の制御ループの前記第２のコントローラ、前記第１の制御ループの前記第１のコントローラ、またはそれらの組合せは、前記少なくとも１つのセンサの前記出力を少なくとも３つの歩様事象に相関付けるように構成され、
前記作動信号の第３の部分は第３の歩様事象に続いて決定される、請求項１１０に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２７】
前記身体セグメントの運動に関連する情報を提供するように構成される前記少なくとも１つのセンサは、少なくとも１つのジャイロスコープを備え、
前記第２の制御ループの前記第２のコントローラ、前記第１の制御ループの前記第１のコントローラ、またはそれらの組合せは、前記身体セグメントの運動に関連する前記情報を用いて正の閾値および負の閾値の両方を決定するように構成され、
前記正の閾値は、歩様周期における複数の最後のＮ個の正のピークの移動平均を掛けた、１未満の第１の定数と定義され、
前記負の閾値は、前記歩様周期における複数の最後のＮ個の負のピークの移動平均を掛けた、１未満の第２の定数と定義される、請求項８９から１２６のいずれか１項に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２８】
前記第１の定数および前記第２の定数の各々は０．４〜０．６である、請求項１２７に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１２９】
前記正の閾値は、正のピークが検出されるたびに更新される、請求項１２７に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１３０】
前記負の閾値は、負のピークが検出されるたびに更新される、請求項１２９に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１３１】
前記第２の制御ループの前記第２のコントローラ、前記第１の制御ループの前記第１のコントローラ、またはそれらの組合せは、前記少なくとも１つのセンサによって出力される前記情報の移動平均を維持するように構成され、
前記移動平均が前記負の閾値を下回ると、負のピーク検索が行なわれ、更新された負のピークが決定され、
前記移動平均が前記正の閾値を上回ると、正のピーク検索が行なわれ、更新された正のピークが決定される、請求項１２７に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１３２】
更新された正のピークの決定と、前記更新された正のピークの発生との間の遅延が計算され、
前記遅延は前記作動信号を調節するように適用される、請求項１３１に記載のハイブリッド制御システム。
【請求項１３３】
着用者の動作を補助するための補助的な可撓性スーツシステムであって、前記補助的な可撓性スーツシステムは、
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーと、
前記着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、前記着用者の前記足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される足モジュールと、
前記足モジュールに取付けられるアクチュエータとを備え、前記アクチュエータは、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記補助的な可撓性スーツシステムはさらに、
前記着用者の前記足の上にまたはそれに近接して装着され、前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能なセンサと、
前記センサおよび前記アクチュエータに通信可能に接続されるコントローラとを備え、前記コントローラは、前記センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記アクチュエータを選択的に作動させることによって前記着用者の前記足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される、補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３４】
前記サスペンションアンカーは、前記足に隣接した前記着用者の脹脛の周りに延びて円周方向に取付けられるように構成される脹脛スリーブを含む、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３５】
前記脹脛スリーブは、前記脹脛に巻付くように構成される弾性ラップと、前記弾性ラップに取付けられ、前記着用者の前記脹脛の少なくとも上部の周りの円周方向の張力を増加させるように構成される１つ以上の脹脛ストラップとを含む、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３６】
前記脹脛スリーブは、前記着用者の前記脹脛に巻付くように構成される弾性ラップと、前記弾性ラップに取付けられ、互いに部分的に重なる関係で取付けられることによって前記脹脛スリーブの安定性および取付強度を増加させるように構成される複数対のフックおよびループストラップとを含む、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３７】
前記脹脛スリーブは、両側から第１および第２のリブセットが突き出ている中心胸骨を備え、前記リブセットの各々は複数の垂直方向に間隔を空けられたリブを含み、前記中心胸骨は前記足の上方で前記着用者の脛骨を覆うように構成され、前記第１および第２のリブセットは前記着用者の前記脹脛に巻付いて互いに取付けられるように構成される、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３８】
前記リブセットの各々の前記垂直方向に間隔を空けられたリブは、前記中心胸骨を介してその近端で互いに接続され、それぞれのウェビングを介してその遠端で互いに接続される、請求項１３７に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１３９】
前記サスペンションアンカーはさらに、前記着用者の大腿に巻付いて円周方向に取付けられるように構成される大腿スリーブを備え、前記脹脛スリーブは前記大腿スリーブに結合される、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４０】
前記サスペンションアンカーはさらに、腸骨稜の上で前記着用者の腰に巻付いて円周方向に取付けられるように構成される腰ベルトを備え、前記脹脛スリーブは前記腰ベルトに結合される、請求項１３９に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４１】
前記アクチュエータは前記腰ベルトに装着されて前記大腿スリーブに取付けられ、前記アクチュエータは、前記大腿スリーブと前記腰ベルトとの間に張力を発生させることによって前記着用者の股関節伸展を補助するように選択的に作動可能である、請求項１４０に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４２】
前記脹脛スリーブを前記足モジュールに取付ける調節可能な足関節ストラップをさらに備え、前記調節可能な足関節ストラップは、受動的な足関節支持を生じることによって意図しない足関節の運動を防止するように構成される、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４３】
前記脹脛スリーブを前記足モジュールに取付ける調節可能な足関節ストラップをさらに備え、前記調節可能な足関節ストラップは複数の取付フィンガーを有し、前記フィンガーの各々は、別個の向きに前記脹脛スリーブに着脱可能に結合されることによって、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間の前記張力を選択的に変更するように構成される、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４４】
前記脹脛スリーブは、前記脹脛を取囲み、前記アクチュエータを介して前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力が発生すると自動的に締付けられるように構成される、織り合わされたウェビング構造を備える、請求項１３４に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４５】
前記足モジュールは前記着用者の前記足に装着されるように構成され、前記足モジュールは、前記後足セグメントまたは前記前足セグメント、または両方の上の複数のアクチュエータ取付点を含み、これに前記アクチュエータが着脱可能に接続され得、前記アクチュエータ取付点の各々は別個の角度を提供し、これに沿って、前記アクチュエータによって発生する引張力が前記着用者の前記足に印加される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４６】
前記足モジュールは前記着用者の前記足に装着されるように構成され、前記足モジュールは、前記足の踵骨の下側に隣接した前記後足セグメントの上のアクチュエータ取付点を含む、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４７】
前記足モジュールは、内部に前記着用者の前記足を入れるように構成される靴を含む、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４８】
前記足モジュールは、前記着用者の靴の中に収まり、前記着用者の前記足または前記靴に装着されるように構成される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１４９】
前記足モジュールは、前記靴の上部の開口部を通って外に出るように延び、前記アクチュエータによって発生する引張力を前記着用者の前記後足セグメントに伝達するように構成されるアキレスストラップを含む、請求項１４８に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５０】
前記足モジュールは、前記靴の上部の開口部を通って外に出るように延び、前記アクチュエータによって発生する引張力を前記着用者の前記前足セグメントに伝達するように構成される脛骨ストラップを含む、請求項１４８に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５１】
前記着用者の第２の足の上にまたはそれに隣接して装着され、前記着用者の前記第２の足の第２の後足セグメントまたは第２の前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される第２の足モジュールと、
前記第２の足モジュールに取付けられる第２のアクチュエータとをさらに備え、前記第２のアクチュエータは、引張力を前記第２の足モジュールに伝達するように選択的に作動可能であり、前記システムはさらに、
前記着用者の第２の歩様特性を検出してそれを示す第２の信号を出力するように動作可能な第２のセンサを備える、請求項１５０に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５２】
前記コントローラは、前記第２のセンサおよび前記第２のアクチュエータに通信可能に接続され、前記コントローラは、前記第２のセンサによって出力される第２の歩様特性信号を分析し、分析した前記第２の信号に少なくとも部分的に基づいて、前記第２のアクチュエータを選択的に作動させることによって前記着用者の前記第２の足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される、請求項１５１に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５３】
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の第２の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成される第２のサスペンションアンカーをさらに備え、前記第２のアクチュエータは、前記第２の足モジュールと前記第２のサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能である、請求項１５１に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５４】
前記センサは、フットスイッチ、ジャイロスコープ、慣性トランスデューサ、または加速度計、またはそれらのいずれかの組合せを含む、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５５】
前記アクチュエータはボーデンケーブルアセンブリを含む、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５６】
前記アクチュエータは前記サスペンションアンカーに装着される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５７】
前記アクチュエータは、前記補助的な可撓性スーツシステムに隣接して位置決めされる可動カートまたはプラットフォームに装着される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５８】
前記サスペンションアンカーは、前記着用者の大腿に巻付いて円周方向に取付けられるように構成される大腿スリーブを備える、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１５９】
前記サスペンションアンカーは、腸骨稜の上で前記着用者の腰に巻付いて円周方向に取付けられるように構成される腰ベルトを備える、請求項１３９に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１６０】
着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助力を発生させるための補助的な可撓性スーツシステムであって、前記補助的な可撓性スーツシステムは、
補助的な可撓性スーツを備え、前記補助的な可撓性スーツは、
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成される少なくとも１つのサスペンションアンカーと、
前記着用者の少なくとも片足に装着され、前記着用者の前記少なくとも片足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される少なくとも１つの足モジュールと、
前記補助的な可撓性スーツの上にまたはそれに近接して装着され、前記少なくとも１つの足モジュールに取付けられる少なくとも１つのアクチュエータとを備え、前記少なくとも１つのアクチュエータは、前記少なくとも１つの足モジュールと前記少なくとも１つのサスペンションアンカーとの間に引張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記補助的な可撓性スーツはさらに、
前記少なくとも１つの足モジュールの上にまたはそれに近接して装着され、前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能な少なくとも１つのセンサと、
前記少なくとも１つのセンサおよび前記少なくとも１つのアクチュエータに通信可能に接続される少なくとも１つのコントローラとを備え、前記少なくとも１つのコントローラは、前記少なくとも１つのセンサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記少なくとも１つのアクチュエータを選択的に作動させることによって前記着用者の前記足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される、補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１６１】
着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法であって、前記方法は、
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーを設けることと、
前記着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、前記着用者の前記足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される足モジュールを設けることと、
アクチュエータを前記足モジュールおよび前記サスペンションアンカーに取付けることとを備え、前記アクチュエータは、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記方法はさらに、
前記着用者の前記足の上にまたはそれに近接してセンサを装着することを備え、前記センサは、前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能であり、前記方法はさらに、
コントローラを前記センサおよび前記アクチュエータに通信可能に接続することを備え、前記コントローラは、前記センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記アクチュエータを選択的に作動させることによって前記着用者の前記足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される、方法。
【請求項１６２】
補助的な可撓性スーツを着用している個人の歩様を修正するためのシステムであって、前記補助的な可撓性スーツは、
前記個人の１つ以上の歩様パラメータを測定する１つ以上のセンサと、
前記個人の１つ以上の歩様モーメントを修正する、前記補助的な可撓性スーツを介して前記個人と機械的に通信している、１つ以上のアクチュエータと、
前記１つ以上の歩様パラメータに少なくとも部分的に基づいて前記１つ以上のアクチュエータを制御し、医療提供者または前記１つ以上の歩様パラメータを監視している前記システムの外部のユーザの少なくとも一方から１つ以上の入力を受付け、前記１つ以上のアクチュエータを調節して前記１つ以上の歩様モーメントを向上させる制御ユニットとを備える、システム。
【請求項１６３】
前記１つ以上の歩様パラメータは、前記制御ユニットが前記個人の歩様期間中の１つの歩様事象に基づいて前記１つ以上のアクチュエータを制御するように、前記１つの歩様事象に関連している、請求項１６２に記載のシステム。
【請求項１６４】
前記１つ以上の歩様モーメントは前記個人の第１の肢に印加され、前記１つの歩様事象は前記第１の肢の事象である、請求項１６３に記載のシステム。
【請求項１６５】
前記１つ以上の歩様モーメントは前記個人の第１の肢に印加され、前記１つの歩様事象は前記第１の肢の対側肢の事象である、請求項１６３に記載のシステム。
【請求項１６６】
前記１つ以上の歩様パラメータは、前記制御ユニットが前記個人の歩様期間中の２つ以上の歩様事象に基づいて前記１つ以上のアクチュエータを制御するように、前記２つ以上歩様事象に関連している、請求項１６２に記載のシステム。
【請求項１６７】
前記１つ以上の歩様モーメントは前記個人の第１の肢に印加され、前記２つ以上の歩様事象は前記第１の肢の事象である、請求項１６６に記載のシステム。
【請求項１６８】
前記１つ以上の歩様モーメントは前記個人の第１の肢に印加され、前記２つ以上の歩様事象は前記第１の肢の対側肢の事象である、請求項１６６に記載のシステム。
【請求項１６９】
前記１つ以上のアクチュエータと前記補助的な可撓性スーツとの間の１つ以上の取付点をさらに備え、
前記１つ以上のセンサのサブセットが前記１つ以上の取付点に位置している、請求項１６２に記載のシステム。
【請求項１７０】
前記１つ以上の取付点の２つは前記個人の靴、前記個人の足、またはそれらの組合せに位置しており、前記１つ以上の歩様モーメントの２つは前記足の足底屈および背屈に関するものであり、前記２つの取付点の少なくとも一方は靴内の取付点である、請求項１６９に記載のシステム。
【請求項１７１】
１つのアクチュエータが２つの歩様モーメントを修正し、前記歩様モーメントは２本の肢のモーメントである、請求項１６２に記載のシステム。
【請求項１７２】
補助的な可撓性スーツを着用している個人の歩様を修正するための方法であって、
前記補助的な可撓性スーツを介して前記個人に接続される１つ以上のセンサに基づいて、前記個人の１つ以上の歩様パラメータを決定することと、
制御ユニットを介して医療提供者によって、前記１つ以上の歩様パラメータを監視することと、
前記監視に基づいて、前記医療提供者から１つ以上の入力を受信することと、
前記１つ以上の入力に従って、前記補助的な可撓性スーツを介して、前記個人の前記歩様を修正することとを備える、方法。
【請求項１７３】
前記１つ以上の入力に少なくとも部分的に基づいて、前記制御ユニットによって、前記補助的な可撓性スーツを介して前記個人と機械的に通信している１つ以上のアクチュエータを制御することをさらに備え、
前記個人の前記歩様を修正することは、前記１つ以上のアクチュエータを制御することに基づく、請求項１７２に記載の方法。
【請求項１７４】
前記１つ以上の歩様パラメータは歩様期間中の１つの事象に関連している、請求項１７３に記載の方法。
【請求項１７５】
前記１つ以上のアクチュエータを制御することは、前記個人の第１の肢に関して前記個人の前記歩様を修正し、前記１つの事象は前記第１の肢の事象である、請求項１７４に記載の方法。
【請求項１７６】
前記１つ以上のアクチュエータを制御することは、前記個人の第１の肢に関して前記個人の前記歩様を修正し、前記１つの事象は前記第１の肢の対側肢の事象である、請求項１７４に記載の方法。
【請求項１７７】
前記１つ以上の歩様パラメータは歩様期間中の２つ以上の事象に関連している、請求項１７３に記載の方法。
【請求項１７８】
前記１つ以上のアクチュエータを制御することは、前記個人の第１の肢に関して前記個人の前記歩様を修正し、前記２つ以上の事象は前記第１の肢の事象である、請求項１７７に記載の方法。
【請求項１７９】
前記１つ以上のアクチュエータを制御することは、前記個人の第１の肢に関して前記個人の前記歩様を修正し、前記２つ以上の事象は前記第１の肢の対側肢の事象である、請求項１７７に記載の方法。
【請求項１８０】
前記制御することは、前記１つ以上のアクチュエータの１つのアクチュエータによる前記個人の２本の肢の制御を備える、請求項１７３に記載の方法。
【請求項１８１】
前記１つ以上の歩様パラメータを決定することは、前記個人および前記制御ユニットが前進している間に起こる、請求項１７２に記載の方法。
【請求項１８２】
補助的な可撓性スーツのアクチュエータシステムであって、
モバイルカートを備え、前記モバイルカートは、
１つ以上のモータと、
前記１つ以上のモータによって駆動される１つ以上の駆動シャフトと、
前記補助的な可撓性スーツの上の個人の１つ以上の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される１つ以上のアンカー要素と、
前記１つ以上の駆動シャフトを前記１つ以上のアンカー要素に接続する１つ以上の力伝達要素とを備え、
前記１つ以上の力伝達要素を介して前記１つ以上のモータを動作させると、前記個人の運動が向上する、アクチュエータシステム。
【請求項１８３】
前記１つ以上の駆動シャフトの第１の駆動シャフトおよび第２の駆動シャフトと、
前記１つ以上のアンカー要素の第１のアンカー要素および第２のアンカー要素と、
前記１つ以上の力伝達要素の第１の力伝達要素および第２の力伝達要素とをさらに備え、前記第１の力伝達要素は前記第１の駆動シャフトを前記第１のアンカー要素に接続し、前記第２の力伝達要素は前記第２の駆動シャフトを前記第２のアンカー要素に接続し、
前記１つ以上のモータの第１の動作は前記第１の駆動シャフトを駆動して、前記第１の駆動シャフトと前記第１のアンカー要素との間の前記第１の力伝達要素に張力を印加し、前記１つ以上のモータの第２の動作は前記第２の駆動シャフトを駆動して、前記第２の駆動シャフトと前記第２のアンカー要素との間の前記第２の力伝達要素に張力を印加する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８４】
前記１つ以上のモータの前記第２の動作は前記第１の駆動シャフトを駆動して、前記第１の駆動シャフトと前記第１のアンカー要素との間の前記第１の力伝達要素に弛みを印加し、前記１つ以上のモータの前記第１の動作は前記第２の駆動シャフトを駆動して、前記第２の駆動シャフトと前記第２のアンカー要素との間の前記第２の力伝達要素に弛みを印加する、請求項１８３に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８５】
前記第１のアンカー要素は前記個人の第１の身体部分にまたはその近くにあり、前記第２のアンカー要素は前記個人の第２の身体部分にまたはその近くにあり、前記第１の身体部分および前記第２の身体部分は前記個人の反対側の肢上の同じ身体部分の種類である、請求項１８３に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８６】
前記第１のアンカー要素は前記個人の第１の身体部分にまたはその近くにあり、前記第２のアンカー要素は前記個人の第２の身体部分にまたはその近くにあり、前記第１の身体部分および前記第２の身体部分は前記個人の１本の肢上にある、請求項１８３に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８７】
前記１つ以上の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトを、前記個人の１つ以上の身体部分の周りの足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上を向上させるように選択された前記１つ以上のアンカー要素に接続する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８８】
前記１つ以上の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第１の駆動シャフトを、前記個人の足関節の周りの足底屈を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第１のアンカー要素に接続し、前記１つ以上の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第２の駆動シャフトを、前記足関節の周りの背屈を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第２のアンカー要素に接続する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１８９】
前記１つ以上の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第１の駆動シャフトを、前記個人の足関節の周りの回外を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第１のアンカー要素に接続し、前記１つ以上の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第２の駆動シャフトを、前記足関節の周りの回内を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第２のアンカー要素に接続する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９０】
前記１つ以上の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第１の駆動シャフトを、前記個人の足関節の周りの内反を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第１のアンカー要素に接続し、前記１つ以上の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第２の駆動シャフトを、前記足関節の周りの外反を修正するための前記１つ以上のアンカー要素の第２のアンカー要素に接続する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９１】
前記１つ以上の身体部分は前記個人の足関節を含み、前記アクチュエータシステムはさらに、
前記足関節の周りに位置する前記１つ以上のアンカー要素の第１のアンカー要素および第２のアンカー要素を備え、前記１つ以上の力伝達要素の第１の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第１の駆動シャフトを前記第１のアンカー要素に接続し、前記１つ以上の力伝達要素の第２の力伝達要素は、前記１つ以上の駆動シャフトの第２の駆動シャフトを前記第２のアンカー要素に接続し、
前記１つ以上のモータの第１の動作は、前記第１の駆動シャフトを駆動して前記足関節の周りに足底屈力を印加し、前記１つ以上のモータの第２の動作は、前記第２の駆動シャフトを駆動して前記足関節の周りに背屈力を印加する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９２】
前記足底屈力および前記背屈力は、前記個人の運動時に位相が互いにずれて印加される、請求項１９１に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９３】
前記モバイルカートはさらに、
前記１つ以上のモータ、前記１つ以上の駆動シャフト、またはそれらの組合せの制御を修正して前記個人の運動の向上を修正するために医療提供者が１つ以上の入力を入力するための端末を備える、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９４】
前記１つ以上の力伝達要素の各々は、前記個人の身体部分の別個の自由度に関して前記個人の運動を修正する、請求項１８２に記載のアクチュエータシステム。
【請求項１９５】
前記補助的な可撓性スーツは、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分におけるまたはその周りの取付点に接続する少なくとも１つの伝達要素を備え、前記取付点は、前記補助的な可撓性スーツが非矢状面に沿って前記少なくとも１つの関節にトルクを供給することを可能にする、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１９６】
前記取付点の少なくとも１つは、前記補助的な可撓性スーツが、２つまたは３つの異なる関節回転面同士の間の調整可能な結合度を有する前記少なくとも１つの関節にトルクを供給することを可能にする、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１９７】
前記アクチュエータを選択的に作動させると、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力が発生して、トルクが矢状面に沿って足関節に供給される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１９８】
前記アクチュエータを選択的に作動させると、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力が発生して、トルクが非矢状面に沿って足関節に供給される、請求項１３３に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項１９９】
前記複数の伝達要素の１つ以上の伝達要素は、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を複数の取付点の第１の取付点に接続し、前記第１の取付点および前記複数の取付点の各々はすべて同じ身体セグメントの上に位置しており、
前記方法はさらに、前記第１の取付点および前記複数の取付点の１つ以上を選択して、複数の異なる関節回転面に沿って前記身体セグメントに対応する関節にトルクを供給する行為を備える、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２００】
着用者の動作を補助するための補助的な可撓性スーツシステムであって、前記補助的な可撓性スーツシステムは、
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーと、
前記着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、前記着用者の前記足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される足モジュールと、
前記サスペンションアンカーを前記足モジュールに取付ける張力印加要素とを備え、前記張力印加要素は、前記足モジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させることによって、前記着用者の前記足の足底屈、背屈、内反、外反、回内、回外、またはそれらのいずれかの組合わせを補助するように構成される、補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項２０１】
前記張力印加要素は、弾性要素または非伸長性要素の少なくとも一方を備える、請求項２００に記載の補助的な可撓性スーツシステム。
【請求項２０２】
片側の前記補助的な可撓性スーツは、片側の前記補助的な可撓性スーツが個人のいずれの側でも使用されるように構成され得るようににリバーシブルである、請求項６に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２０３】
着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法であって、前記方法は、
前記着用者の体に装着され、前記着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーを設ける行為と、
それぞれの身体セグメントの上にまたはそれに隣接して装着されるように構成される身体セグメントモジュールを設ける行為と、
アクチュエータを前記サスペンションアンカーおよび前記身体セグメントモジュールに取付ける行為とを備え、前記アクチュエータは、前記身体セグメントモジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記方法はさらに、
前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力する少なくとも１つのセンサを設ける行為と、
コントローラを前記センサおよび前記アクチュエータに通信可能に接続する行為とを備え、前記コントローラは、前記センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記アクチュエータを選択的に作動させることによって、少なくとも１つの関節に対して前記身体セグメントの運動を補助するように構成される、方法。
【請求項２０４】
前記少なくとも１つの関節は、股関節、膝関節、または足関節を備える、請求項２０３に記載の補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法。
【請求項２０５】
それぞれの身体セグメントの上にまたはそれに隣接して装着されるように構成される複数の身体セグメントモジュールを設ける行為と、
アクチュエータを前記サスペンションアンカーおよび前記複数の身体セグメントモジュールに取付ける行為とを備え、前記アクチュエータは、前記身体セグメントモジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記方法はさらに、
前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力する少なくとも１つのセンサを設ける行為と、
コントローラを前記センサおよび前記アクチュエータに通信可能に接続する行為とを備え、前記コントローラは、前記センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記アクチュエータを選択的に作動させることによって、少なくとも１つの関節に対して前記身体セグメントの運動を補助するように構成される、請求項２０３に記載の補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法。
【請求項２０６】
それぞれの身体セグメントの上にまたはそれに隣接して装着されるように構成される複数の身体セグメントモジュールを設ける行為と、
複数のアクチュエータを前記サスペンションアンカーおよび前記複数の身体セグメントモジュールに取付ける行為とをさらに備え、前記複数のアクチュエータは、前記身体セグメントモジュールと前記サスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、前記方法はさらに、
前記着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力する少なくとも１つのセンサを設ける行為と、
コントローラを前記センサおよび前記複数のアクチュエータに通信可能に接続する行為とを備え、前記コントローラは、前記センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した前記信号に少なくとも部分的に基づいて、前記複数のアクチュエータを選択的に作動させることによって、少なくとも１つの関節に対して前記身体セグメントの運動を補助するように構成される、請求項２０３に記載の補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願との相互参照およびその優先権の主張
本願は、２０１３年１２月９日に出願された「軟性のウェアラブルな補助的な可撓性スーツ、補助装置および関連システム（Soft, Wearable Assistive flexible suits, Assistive Devices and Related Systems）」と題された米国仮特許出願番号第６１／９１３，８６３号、２０１４年１月１６日に出願された「軟性のウェアラブルな補助的な可撓性スーツ、補助装置および関連システム（Soft, Wearable Assistive flexible suits, Assistive Devices and Related Systems）」と題された米国仮特許出願番号第６１／９２８，２８１号、２０１４年９月９日に出願された「可動性が制限された人々を補助するための補助的な可撓性スーツ（Assistive flexible suit For Assisting People With Limited Mobility）」と題された米国仮特許出願番号第６２／０４８，０７６号、２０１４年９月１９日に出願された「歩様補助およびその制御のための補助的な可撓性スーツ（Assistive flexible suit for Gait Assistance and Control Thereof）」と題された米国仮特許出願番号第６２／０５２，５６２号、２０１４年２月５日に出願された「発達遅延幼児の歩行を補助するためのマルチロボット・サイバーフィジカルシステム（Multi-robot Cyberphysical System for Assisting Walking in Developmentally-Delayed Toddlers）」と題された米国仮特許出願連続番号第６１／９３６，１６２号、２０１４年４月１０日に出願された「膝外骨格および下り坂歩行装置（Knee Exoskeleton and Downhill Walking Device）」と題された米国仮特許出願連続番号第６１／９７７，８８０号、２０１４年４月１７日に出願された「下半身を補助するための補助的な可撓性スーツ（Assistive flexible suitfor Assisting the Lower Body）」と題された米国仮特許出願番号第６１／９８０，９６１号、および２０１４年５月３０日に出願された「人間動作を補助するための軟性外骨格スーツ（Soft Exosuit for Assistance with Human Motion）」と題された国際特許出願連続番号第ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０４０３４０号の優先権を主張し、これらの先行出願の各々は、その全文が引用により本明細書中に援用される。
【０００２】
連邦政府による資金提供を受けた研究に関する陳述
本開示のいくつかの局面は、助成番号Ｗ９１１ＮＦ−１４−Ｃ−００５１−Ｐ００００３における米国陸軍からの政府補助を受けてなされたものであり、政府は本開示のそのような局面に対する権利を共有する。
【０００３】
技術分野
本概念は概して、人間の補助動作のためのシステム、方法および装置に向けられる。より特定的には、本開示の局面は、１つ以上の運動に補助エネルギまたは抵抗エネルギを受動的におよび／または能動的に適宜加えることによって動作の補助を提供し（たとえばより自然な動作を回復し）、動作（たとえば歩行）中のエネルギ消費を減少させるためのシステム、方法および装置に向けられる。
【背景技術】
【０００４】
背景
米国国勢調査局の２０１０年の米国障害者報告によると、１５歳以上の約３０６０万人（米国人口の１２．６％）に、歩行困難を含む下半身の歩行活動に関する制限があった。約２３９０万人（米国人口の９．９％）が４分の１マイルを歩くのが困難であり、そのうち１３１０万人はこの行為を行なうことができなかった。これらの人々は、併存疾患を発症し、急激に健康が悪化する重大なリスクがあり、地域社会に融合すること、および労働力に再び加わることに関する大きな困難に直面するため、これは、重大な医療の、社会的および経済的問題である。パーキンソン病（「ＰＤ」）および脳卒中などの神経疾患は、この大きな増加しつつある人口区分の主な要因である。世界中で５００万人がＰＤを患っていると推定され、そのうち約１００万人が米国に居住しており、ＰＤを患う人数は２００５年から２０３０年にかけて倍になると予測されている。毎年、米国では７９５，０００人を超える人々が脳卒中を患っており、これら脳卒中のうちの約８７％が虚血性（血栓性および塞栓性）である。虚血性脳卒中後の３０日間の死亡率は約１０％であり、つまり残りの９０％は障害を抱えて生きており、この結果、７００万人を超える脳卒中生存者が今日米国に居住している。米国に対するこれら２つの疾病の経費は甚大であり、推定される年間経費は脳卒中については３８６億ドル、パーキンソン病については２３０億ドルである。筋ジストロフィー、ポリオ、多発性硬化症（ＭＳ）、筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）、脊髄損傷、脳性麻痺、または加齢性の劣化などの疾患も、さまざまな程度の可動性障害を呈する。ＡＬＳなどのいくつかの疾患は、時間とともに変化および悪化する進行性の可動性障害の問題を呈する。
【０００５】
脳卒中患者については、多くの患者は歩行運動は可能であるが、足関節背屈および足底屈の弱化に起因する緩慢な疲労誘発歩様パターン、ならびに股関節屈曲および伸展時の運動の低下に苦労している。中大脳動脈（ＭＣＡ）における虚血性脳卒中から回復中の人は下肢能力の減少に悩まされることが多く、不全片麻痺および制限された持久力を示す。
【０００６】
深刻な下肢外傷（多発外傷を含む）を患っている患者は、自力で歩行運動できるようになることを目指して、損傷した骨格および軟組織（末梢神経を含む）を修復するための大きな再建手術を受けることが多い。患者可動性に影響する損傷の他のメカニズムは、軽度ＴＢＩ（協調運動の損失）、重度ＴＢＩ（筋力発生能力の損失）、脳卒中および他の神経筋疾患である。
【０００７】
限定されないが、パーキンソン病、脳卒中、筋ジストロフィー、ポリオ、多発性硬化症（ＭＳ）、筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ）、脊髄損傷、脳性麻痺、および／または加齢性の劣化に起因する障害を含む可動性障害を患う人々への効果的な介入の差し迫った必要性が存在している。ＰＤおよび脳卒中に起因する障害を説明的な例に取ると、これらの疾病は、根底にある原因および提示は異なるが、同様の併存疾患および生活の質に対する結果を提示する。ＰＤ患者に対する医療的および外科的介入にも係わらず、患者は時間とともに可動性の劣化に直面し、自立性の損失、および健康関連の生活の質（health related quality of life：ＨＲＱｏＬ）の低下に繋がる。歩行の劣化はおそらく、ＨＲＱｏＬの低下の一因となる最も重要な単一の要因である。ある研究では、１年間にわたる１日当たりの歩数（有効サイズ＝０．２８）の大きな減少（１２％）が、疾病の進行とともに起こる歩行能力の急激な低下を浮き彫りにしている。脳卒中では、中大脳動脈（ＭＣＡ）における梗塞が、最もよく見られる脳虚血の部位である。ほとんどの人は、理学療法の後にある程度の歩行運動能力を取戻すが、彼らは剛性ブレース（短下肢装具）およびさまざまな形態の補助装置（すなわち歩行器および杖）を必要とすることが多く、これらは歩行効率を制限する。歩行は緩慢であり、大きな労力を要して非効率であり、脳卒中後のほとんどの人が約０．８メートル／秒よりも遅く歩行運動する。
【０００８】
脳卒中後のそのような制限された歩行速度は個人を家庭に限定し、地域社会への復帰を制限し得る。したがって、歩行機能の回復が大部分の脳卒中生存者にとって最終的なリハビリテーション目標であり、ほとんどのリハビリテーション研究の焦点であることは驚くことではない。しかし、歩行障害はほとんどの患者にとって持続するため、現在の療法は、訓練の態様および高度化にも係わらず、被験者の地域社会歩行運動状態を向上不可能であることが多い。地域社会ベースのリハビリテーションプログラムが医療機関ベースのモデルの制限に対処するように提案されているが、地域社会ベースの結果の評価は、被験者がほとんどが不活動であり続けるという入り混じった結果を示している。これに対する単純な説明は、これらのプログラムの多くは身体活動を向上させるために患者教育および動機付けフィードバック（たとえば１日の歩数カウント）に大きく依存しており、可動性を制限する具体的な運動障害に対処していないためである。この結果、これらのプログラムは、障害のある運動系が個人の歩行能力および地域社会従事に対して有する実際の影響を無視する傾向がある。
【０００９】
歩行速度の低下以上に、脳卒中後の歩様は、大きさ（たとえば足関節範囲、ピークモーメント、ピークパワー）ならびにパターン（たとえば曲線の形状および方向）の両方における、運動学および動力学の変化によっても特徴付けられ得る。これらの障害は麻痺側においてより顕著であるが、両肢が障害を覆うことが多い。歩様力学の向上の障害は、脳卒中後の歩行のエネルギコストのさらなる低下および向上した低下した長距離歩行能力の一因となるという兆候があり、これらは地域社会従事の決定要因を制限する主要な要因である。実際、脳卒中後の歩行の顕著な特徴は、体を空中で前進させるための、強直性歩行および分回し歩行などの非効率的な代償的戦略の使用である。障害の減少とは限らない、歩行の自立性の迅速な達成は、現在の神経リハビリテーション訓練の目標であるため、リハビリテーションの後のそのような代償的戦略の普及は驚くことではない。歩行機能のゲインは代償メカニズムによって達成可能であるからである。さらに、安全で自立した歩行運動を推進するために脳卒中回復の初期段階で提供されることが多い、杖および歩行器などの現在の補助装置も、この代償に対する依拠の一因となり得る。代償的戦略は歩行のエネルギコストを増加させ、転倒のリスクを増加させ、持久力を低下させ、速度を低下させることがわかっていることを考慮すると、そのようなメカニズムによる歩行自立性のゲインは、脳卒中後に可能性のある地域社会復帰の程度に制約を課し得る。そのような歩行障害の脳卒中後の身体活動に対する影響は、最も不活動な健常成人と比較しても、１日当たりの全歩数の大幅な低下において証明されている。身体活動の低下は第２の脳卒中、心臓病、糖尿病、高血圧および鬱病のリスクを高め、健康関連の生活の質の低下にさらに関連付けられていることを考えると、長期の身体活動の向上を促進し、最終的に脳卒中後の人々に対してより健康な生活を構築する態様で歩行能力を直接修正する介入の開発が必要である。
【００１０】
現在のリハビリテーションモデルの主要な制限は、訓練および評価が医療機関という制限の中で起こることが多く、患者の家および日常環境の制約および要求から分離されていることが多いことである。たとえば、最近の介入研究では、医療機関で測定した歩行速度の顕著な向上が、これらの向上が地域社会の歩行運動において同時に変換されずに証明されている。低い生態学的妥当性以上に、現在の努力はロジスティック面および経済面の制約によっても制限されている。たとえば、現在の償還モデルでは、脳卒中後、患者は１０〜１２週間にわたって外来センターで理学療法を受けるのみであり、その後、個人は典型的にリハビリテーションプログラムに参加しない。これらの１０〜１２週間の間、療法の頻度は１週間当たり３〜５セッションのみに制限されることが多い。したがって、被験者は自身のリハビリテーション中に合計３０から６０セッションを蓄積し得、全部ではないがこのほとんどは、被験者が日常的に出合うものとは大きく異なる環境文脈において行なわれる。リハビリテーション努力にも係わらず、顕著な身体不活動は脳卒中後の人々を象徴しており、発生後の最初の１年にわたって悪化し続ける。したがって、歩様障害または疾患を有する罹患患者の可動性を向上させる（たとえばより自然な動作を回復する）ことに重点を置く効果的な介入が、彼らの障害を減少させ、地域社会への融合を向上させ、ＨＲＱｏＬを向上させる重要な要因である。
【００１１】
歩行困難は、家事、着付け、ベッドの出入りなどの歩様依存活動に関する問題を伴うことが多い。神経疾患を患う患者にとって、制限された歩様速度によって一般に、歩行が主として家庭に限定され、地域社会への復帰が限定される。
【００１２】
パーキンソン病の臨床的な特徴は、休止時振戦、硬直（すなわち強張り）、動作緩慢（すなわち運動の遅さ）および歩様障害を含む。病理学的に、ＰＤは、中脳の黒質におけるドーパミン作動性ニューロンの変性を特徴とする。この欠陥の結果、正常な内部のキューイングメカニズムが損失し、運動の自動性および同期化が欠如する。これは、ＰＤを患う人々の特徴的な歩様、すなわち、ストライド長の損なわれた規則性、歩様速度の減少、ケイデンスの変化、およびストライド時間変動性の一因となる。これは、一部は、スタンス終期中の足底屈筋におけるトルク発生の減少率に起因する。ＰＤにおけるゴールドスタンダードの薬物療法であるドーパミン補充療法は、ステップ周波数および歩様変動性を修正する効果がない。
【００１３】
脳卒中患者の歩様は自己選択速度の低下を特徴とし、過去の研究では、大きさ（たとえば足関節範囲、ピークモーメント、ピークパワー）ならびにパターン（すなわち曲線の形状および方向）の両方における、運動学および動力学の変化が報告されている。加えて、両脚における減少が報告されているが、典型的には麻痺側の方が減少が大きい。健常成人と比較して、脳卒中後の歩行パターンも、一般に、歩行時のより大きい生理学的努力と関連付けられる。ＭＣＡ分布における脳卒中後の人々のこれらの異常な歩行パターンの一因となる主要な要因の１つは、疾患の麻痺脚の四肢遠位筋肉組織（たとえば足関節足底屈筋または腓筋）の機能障害である。
【００１４】
すべてのこれらの状況について、介護者にとっての課題は、患者が典型的に３〜６ヶ月掛かると予測され得るリハビリテーションプログラムを完了する間に通常の行為に戻るために直面する遅延を最小化するために患者の身体機能を回復することである。限定された可動性の医学的結果は驚くべきものである。不動性と関連付けられる合併症は、筋骨格系（たとえば萎縮、骨粗鬆症等）、呼吸器系（たとえば肺塞栓、換気の減少等）、血管系（たとえば深部静脈血栓症等）、皮膚（たとえば褥瘡、組織破壊、感染等）および患者の精神状態を侵す。
【００１５】
補助トルクを関節に印加することによって、および／またはペイロードを支持することによって人間強度を増幅させる従来の外骨格が開発されている。補助動作ための先行技術のシステムは外骨格を利用しており、これは、剛性構成要素（たとえばリンク機構）および継手（たとえばピン継手）を含み、外骨格関節が隣接関節のための自然な回転軸と理想的には共線である回転軸を有するように配置された状態で、着用者の体に取付けられる。例示的な先行技術の外骨格は米国特許出願公開番号第２００７／０１２３９９７号および第２０１１／００４０２１６号（両方ともHerr et al.）に示されている。そのような剛性外骨格は、失われた、または酷く損なわれた人間の運動に取って代わる能力を提供し、それに応じて着用者の安定、バランスおよび安全を高めるように設計される。しかし、これらの剛性外骨格は、パッド、ストラップ、または他のインターフェイス技術を介して体の選択場所に結合されるリンク機構の剛性フレームワークに依存する。着用者が自身の肢を屈伸させると、これらの剛性リンクが肢と平行に動き、運動に多大な慣性を加え、これはモータによってまたは着用者によって克服されなければならない。これらの装置の重量およびプロファイルを減少させるための多大な努力がなされてきたが、それらは依然として着用者の動作に対する多大な制限の原因となっており、特に、歩様の自然な力学および運動学に多大なインピーダンスを加える。歩行の正常な運動学に対するこの変化が、これらの外骨格系が移動に必要な代謝パワーを減少させない理由の１つである。さらに、これらの剛性システムの高い慣性のために、それらは、可動性が制限された多数の患者に小レベルの補助を印加するのに適していない。したがって、可動性を補助するウェアラブルなロボティクスに対する根本的に新たなアプローチが必要である。
【００１６】
ウェアラブルなロボット装置または外骨格は、麻痺した脊髄損傷患者を直立歩行させることができることを最近証明しており、障害を持つ多くの患者の生活を転換させる可能性を秘めている。リハビリテーションロボットは一般に２つのグループ、すなわち、トレッドミルに制約されたロボット、および野外での歩様補助外骨格に分類することができる。LokoMatおよびReoAmbulatorなどのトレッドミルロボットシステムは、閉じ込められた臨床設定における、労力を有する旧来の歩様リハビリテーション療法の代わりとなるか当該療法を補完するように意図されている。他方、ウェアラブルな剛性外骨格（たとえばReWalk等）は、臨床設定の外部で歩様補助を提供する可能性を有している。
【００１７】
しかし、これまでに開発されたシステムは、完全に不動の患者が再び「歩く」ことを可能にする能力を証明しているが、その注意のほとんどは完全に麻痺した患者（たとえば脊髄損傷）のためのシステムを設計することに向けられており、ロボットは、すべての下肢運動を駆動するとまではいかなくても、患者の体重を支えて高レベルの補助を提供するのに役立つ強力な機械として設計されている。そのような既存のアプローチは、重い剛性構造を脚に取付け、大型バッテリパックを有する大型の重い電力を大量消費するアクチュエータを用いてシステムと人との合計体重を駆動させるという一般原則を共有している。剛性リンク機構、大きい慣性、および自然な動き（ＤＯＦ）に対する対応の運動学的制限（たとえば外骨格と生物学的関節との間の位置合わせ不良等による）のため、患者は、動的で流れるような歩様で歩行せず、むしろ緩慢で不自然かつ非効率な歩様（たとえば剛性のロボット態様）で歩行する。これらの特徴は、パワード外骨格の使用を、重度の障害（たとえば脊髄損傷または重度の脳卒中）を患う患者の可動性を回復することに制限する。これらのシステムは典型的に、脳卒中回復の後期の患者などの、歩行制限が軽度から中度に過ぎない患者のニーズに対処することができない。したがって、これらの既存のアプローチは、自力歩行に対する十分な利点を提供しないため、部分的な可動性を有する急速に増加している多数の患者に適していない。加えて、これらのシステムを脱ぎ着するための長い時間、高重量、ならびに限られたバッテリ寿命および範囲（たとえば、バッテリパワーが切れると、患者は自身で運ぶことができない重い装置とともに立ち往生することになりかねない）は、臨床環境の外部でこれらのシステムを用いる患者に重大な実践的な課題または障壁を呈する。したがって、可動性が制限された大規模な患者集団にとって、ロボット技術を用いて補助を提供する新たなアプローチが必要とされている。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１８】
概要
本概念は、可動性を補助する態様で着用者の運動を補助するおよび／または運動に抵抗するように構成される方法、システム、および装置に向けられる。
【００１９】
本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツは、可動性が低下した人々の歩様リハビリテーションのために、かつ補助のために下半身の下着として着用される。補助的な可撓性スーツは、柔らかい下着、足アタッチメント、作動システム、および少なくとも１つのユーザインターフェイス（たとえば作動システムを修正するための臨床医のための遠隔インターフェイス、患者インターフェイス等）を含む。望ましくは、補助的な可撓性スーツは通常の衣服の下に着用され、長時間（たとえば２時間、４時間、８時間、１日中等）にわたって連続的に着用されて、日常生活の活動時のリハビリテーションまたは補助を容易にする。補助的な可撓性スーツによって与えられる補助の程度は時間とともに可変であるため、当該スーツはさまざまなリハビリテーション要求に対応可能である。たとえば、補助的な可撓性スーツは、高レベルの力が必要とされ得るリハビリテーションの初期段階に高力リハビリテーションを提供可能であり、患者の筋肉が強化され、タスクに基づいた活動における筋活動が保持されるにつれて、力のレベルが時間とともに徐々に減少する。別の例として、補助的な可撓性スーツはリハビリテーションの初期段階に小レベルの力リハビリテーションを提供可能であり、患者のリハビリテーションが進行するにつれて、患者がより高い可動性を達成するのを助けるために力のレベルが時間とともに増加する。
【００２０】
本開示の局面は、着用者の運動を補助する、自動化する、および／または修正するためのシステム、方法、および装置に向けられる。より特定的には、本概念の局面は、着用者の体上のアンカー点またはアンカー領域（たとえば骨盤、腸骨稜、肩、大腿、足関節、脹脛等）に配置されるサスペンションアンカー、アンカーストラップまたは他のアンカー要素同士の間に配置されるさまざまな非伸長性、半伸長性または半剛性接続要素（たとえばウェビング、ストラップ、コード、機能性テキスタイル、ワイヤ、ケーブル、複合物またはそれらの組合せ等）と、特定の肢または身体部分に伝達される力がその特定の肢または身体部分の運動に（補助的または抵抗的に）有益である時に、選択された部材同士の間に選択的に張力を生じさせるための１つ以上のアクチュエータとを有する補助的な可撓性スーツを利用するシステム、方法、および装置に向けられる。本明細書中に説明される軟性外骨格スーツは概して、可撓性接続要素を利用して１本以上の肢（たとえば片脚）または肢の１つ以上の身体セグメントもしくは部分（たとえば１本の足）に補助力および／または抵抗力を提供するウェアラブルデバイス（たとえば１つ以上の衣服）に言及し、かつこれを含む。いくつかの局面において、補助的な可撓性スーツは、可撓性接続要素を利用して、複数の肢（たとえば両脚）および／または複数の身体セグメント（たとえば両足）に補助力および／または抵抗力を提供する。
【００２１】
少なくともいくつかの局面において、肢が異なる時間に異なる方向に動く（たとえば歩行）動作を容易にするために反対側の脚または反対側の腕の１つ以上の関節を作動させることとは別に、本概念は、任意の運動に基づく補助をさらに含み、これは、たとえば、任意の１つ以上の身体部分または身体セグメントに対する他の身体部分または身体セグメントの動作の補助を含み得る。一例として、本概念は、任意の運動に基づく補助（および／または抵抗）を含み、これは、たとえば、１本の肢のみ（たとえば胴に対する１本の腕、股関節に対する１本の脚、または対応する脚に対する１本の足）、複数の肢（たとえば胴に対する２本の腕、股関節に対する２本の脚、胴に対する１本の腕および股関節に対する１本の脚等）、頭および／または胴の動作の補助を含み得る。
【００２２】
先行技術の剛性外骨格と比べて、補助的な可撓性スーツは、動作を有益に補助することが可能な力またはトルクを伝達可能でありながら、より軽量であり、より快適に着用でき、より完全な、かつより自然な関節可動域を可能にする。本概念に従うと、可撓性接続要素は随意に剛性または半剛性接続要素と組合せて使用可能であり、すべての接続要素が可撓性を有する必要はない。
【００２３】
本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツを構成するための方法は、補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為を含み、補助的な可撓性スーツは、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に延びる複数の接続要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に配置される少なくとも１つの関節に跨る複数の接続要素の少なくとも１つと、少なくとも１つのセンサと、少なくとも１つのアクチュエータと、少なくとも１つのアクチュエータの出力を第２の身体部分に接続する少なくとも１つの力伝達要素と、運動時に起こる１つ以上の定義済み事象に応答して少なくとも１つのアクチュエータを作動させ、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の周りにモーメントを発生させる作動プロファイルを生成するように構成される少なくとも１つのコントローラとを含む。方法はさらに、人物が第１の制御移動環境で移動すると少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、少なくとも１つのセンサの出力を用いて少なくとも１つの定義済み事象を特定する行為と、少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルが少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させて歩様の向上をもたらすまで、監視する、特定する、および調節する行為を実行し続ける行為と、作動プロファイルを実現するように少なくとも１つのコントローラを設定する行為とを含む。
【００２４】
本概念の少なくともいくつかの他の局面において、補助的な可撓性スーツを構成するための方法は、補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為を含み、補助的な可撓性スーツは、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に延びる複数の接続要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に配置される少なくとも１つの関節に跨る複数の接続要素の少なくとも１つと、少なくとも１つのセンサと、少なくとも１つのアクチュエータと、少なくとも１つのアクチュエータの出力を第２の身体部分に接続する少なくとも１つの力伝達要素と、少なくとも１つのセンサに応答して、少なくとも１つの関節の運動時の予め定められた時間に少なくとも１つのアクチュエータを作動させて、少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させるように構成される少なくとも１つのコントローラとを含む。方法はさらに、補助的な可撓性を有する少なくとも１つの力伝達要素を少なくとも１つのオフボードアクチュエータに接続して、少なくとも１つのオフボードアクチュエータの出力を第２の身体部分に接続する行為を含み、少なくとも１つのオフボードアクチュエータは動作時に少なくとも１つのアクチュエータに対応し、方法はさらに、人物が第１の制御移動環境で移動すると少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為と、少なくとも１つのセンサの出力を用いて少なくとも１つの予め定められた歩様事象を特定する行為と、少なくとも１つのセンサの出力に応答して、オフボードコントローラを用いて、少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動を制御する行為と、少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、作動プロファイルが少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを生じて歩様の向上を提供するまで、監視する、特定する、制御する、および調節する行為を実行し続ける行為とを含む。
【００２５】
本概念の少なくともいくつかの他の局面において、オフノーマルな歩様パターンを示す人物の可動性を高めるように補助的な可撓性スーツの制御出力を動的に調節するための方法であって、方法は、歩様周期中に第１の運動範囲ににわたって第１の関節にわたって第１のトルクプロファイルを付与する第１の力プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為と、歩様周期中に第１の身体部分の上の少なくとも第１のセンサの出力を監視する行為とを含み、第１のセンサは、歩様パターンに関連する第１の情報を補助的な可撓性スーツコントローラに提供するように構成され、方法はさらに、歩様周期中に第２の身体部分の上の少なくとも第２のセンサの出力を監視する行為を含み、第２のセンサは、歩様パターンに関連する第２の情報を補助的な可撓性スーツコントローラに提供するように構成され、歩様周期の少なくとも一部分の間、第２の身体部分は第１の身体部分と位相がずれている。方法はさらに、補助的な可撓性スーツコントローラを用いて、第１の情報および第２の情報を用いて基準歩様パターンからの歩様パターンの差異を求める行為と、基準歩様パターンからの歩様パターンの差異を減少させるように歩様周期中に第１の関節にわたって第２のトルクプロファイルを付与するのに必要な第２の力プロファイルを決定する行為とを含む。方法はさらに、連続する歩様周期中に第１の関節にわたって第２のトルクプロファイルを付与する第２の力プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為を含む。この例示的な方法のさらに他の局面において、かつ本明細書中に開示される本概念の他の局面において、１つ以上のアクチュエータを調整して歩様を向上させるのに加えて、複数のアクチュエータがさらに有利に、結果として生じる着用者への力の印加が補完的である（たとえば、足関節は適宜、股関節が開始または停止するまでオンにならない、等）ことを保証するように互いにタイミングが取られる。
【００２６】
本概念の少なくともいくつかの他の局面において、補助的な可撓性スーツを着用している個人の歩様を修正するためのシステムが提示される。そのようなシステムは、個人の１つ以上の歩様パラメータを測定する１つ以上のセンサと、個人の１つ以上の歩様モーメントを修正する、補助的な可撓性スーツを介して個人と機械的に通信している、１つ以上のアクチュエータとを含む。システムはさらに、１つ以上の歩様パラメータに少なくとも部分的に基づいて１つ以上のアクチュエータを制御し、システムの外部で１つ以上の歩様パラメータを監視している医療提供者（および／または随意に患者もしくは着用者）から１つ以上の入力を受付け、１つ以上のアクチュエータを調節して１つ以上の歩様モーメントを向上させる制御ユニットを含む。
【００２７】
本概念の少なくともいくつかの他の局面において、補助的な可撓性スーツを着用している個人の歩様を修正するための方法は、補助的な可撓性スーツを介して個人に接続される１つ以上のセンサに基づいて、個人の１つ以上の歩様パラメータを決定する行為を含む。方法はさらに、制御ユニットまたはユーザインターフェイスを介して医療提供者（および／または随意に患者もしくは着用者）によって、１つ以上の歩様パラメータを監視する行為を含む。本明細書中に記載される例、および本明細書中に開示される本概念のすべての他の局面について、この監視する行為はリアルタイムで起こってもよいし、あるいは、センサデータの収集後の何らかの後の時点で（たとえば試し歩行の後、等）起こってもよい。方法はさらに、監視に基づいて、医療提供者（および／または随意に患者もしくは着用者）から１つ以上の入力を受信する行為と、１つ以上の入力に従って、補助的な可撓性スーツを介して、個人の歩様を修正する行為とを含む。
【００２８】
本概念の少なくともいくつかの他の局面において、補助的な可撓性スーツのアクチュエータシステムが提示される。アクチュエータシステムはモバイルカートを含み、モバイルカートは、１つ以上のモータと、１つ以上のモータによって駆動される１つ以上の駆動シャフトとを含む。アクチュエータシステムはさらに、補助的な可撓性スーツの上の個人の１つ以上の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される１つ以上のアンカー要素を含む。アクチュエータシステムはさらに、１つ以上の駆動シャフトを１つ以上のアンカー要素に接続する１つ以上の力伝達要素を含む。本概念のアクチュエータシステムによると、１つ以上の力伝達要素を介して１つ以上のモータを動作させると、個人の運動が向上する。
【００２９】
少なくともいくつかの局面において、可動性が制限された、および／または歩様リハビリテーションを受けている患者の歩様を補助するように適合される補助的な可撓性スーツは４つのモジュール、すなわち、足関節足底屈および股関節補助のためのスーツ、背屈補助および足関節安定化のための脛アタッチメント、修正された靴、ならびに１つ以上のアクチュエータユニットを含む。一般に、本概念は、特定の着用者に必要なレベルおよび様々な補助を提供するのに必要ないずれかの組合せで構成可能な複数の交換可能なモジュールを含むモジュール式の補助的な可撓性スーツを含む。たとえば、ある患者は１つのモジュール（たとえば足関節足底屈）しか必要としないが、別の患者は２つのモジュール（たとえば足関節足底屈および背屈）を必要とし、さらに別の患者は３つのモジュール（足関節足底屈、背屈、および股関節補助）を必要とする場合がある。運動補助モジュールに加えて、他のモジュール式機能ユニットも提供可能であり、これらは、機能的な電気刺激ユニット、ハプティックフィードバックユニット、および振動／電気触覚フィードバックユニットを含む。いくつかの局面において、コントローラ発生作動プロファイルがさらに、作動とともに（たとえば作動の前に、作動と同時に、等）、振動触覚フィードバック、電気触覚フィードバック、または機能的電気刺激などの１つ以上の他の機能ユニットを有利に作動させ得る。
【００３０】
本概念の少なくともいくつかの局面において、制御システムは、能動的に発生した力／トルク（たとえばボーデンケーブルなどの能動的に制御される収縮要素を介する）および能動的な刺激（たとえば機能的電気刺激（functional electrical stimulation：ＦＥＳ））、ハプティックキューイング（電気触覚要素、振動触覚要素）のいずれか１つ以上のミックスによって単一の筋群を補助するように構成される。制御システムは、運動を補助するためにこれらの能動ユニットの各々のタイミングを取る制御信号のミックスを発生させ得る。運動の種類によっては、スーツ制御は異なる能動ユニット同士の間のミックスを修正するように変更されてもよい。たとえば、ある状況では、またはある被験者については、制御はＦＥＳを介してのみ、または能動力を発生することによってのみ補助を供給してもよい。出力のミックスは、患者の具体的な状態（たとえば回復の程度）または理学療法の種類に基づくなどして、状況に応じて変更されてもよい（たとえば、ミックスは、機能的電気刺激とは対照的に、能動力補助を優先するように変更されてもよい）。
【００３１】
本開示の少なくともいくつかの局面において、着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法は、着用者の体に装着され、着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーを設ける行為と、それぞれの身体セグメントの上にまたはそれに隣接して装着されるように構成される身体セグメントモジュールを設ける行為とを含む。方法はさらに、アクチュエータをサスペンションアンカーおよび身体セグメントモジュールに取付ける行為を含み、アクチュエータは、身体セグメントモジュールとサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、方法はさらに、着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力する少なくとも１つのセンサを設ける行為と、コントローラをセンサおよびアクチュエータに通信可能に接続する行為とを含み、コントローラは、センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した信号に少なくとも部分的に基づいて、アクチュエータを選択的に作動させることによって、少なくとも１つの関節に対して身体セグメントの運動を補助するように構成される。
【００３２】
本開示の局面によると、着用者の動作を補助または修正するための補助的な可撓性スーツシステムが提示される。一構成では、補助的な可撓性スーツシステムは、着用者の体に装着され、着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカー（または「アンカー要素」）を含む。加えて、足モジュール（または「足アタッチメント要素」）が、着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、着用者の足の後足セグメントまたは前足セグメントに荷重を伝達するように構成される。スーツシステムはさらに、たとえば一端が足モジュールに、たとえば第２の端がサスペンションアンカーに取付けられるアクチュエータ（または「力発生要素」）を含む。アクチュエータは、足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能である。着用者の足の上にまたはそれに近接して装着されるセンサ（または「検知要素」）が、着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能である。可撓性スーツシステムはさらに、センサおよびアクチュエータに通信可能に接続されるコントローラ（または「制御要素」）を含む。コントローラは、センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析したこの信号に少なくとも部分的に基づいて、アクチュエータを選択的に作動させることによって着用者の足の足底屈または背屈、または両方を補助する。
【００３３】
本開示の他の面に従うと、着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるまたは修正するための補助力を発生させるための補助的な可撓性スーツシステムが開示される。たとえば、補助的な可撓性スーツを含む補助的な可撓性スーツシステムが開示される。補助的な可撓性スーツは、着用者の体に装着され、着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成される少なくとも１つのサスペンションアンカー（または「アンカー要素」）と、着用者の少なくとも片足に装着され、着用者の少なくとも片足の後足セグメントまたは前足セグメントに荷重を伝達するように構成される少なくとも１つの足モジュール（または「足アタッチメント要素」）とを利用する。補助的な可撓性スーツシステムはさらに、補助的な可撓性スーツの上にまたはそれに近接して装着され、少なくとも１つの足モジュールに取付けられる少なくとも１つのアクチュエータ（または「力発生要素」）を含む。アクチュエータは、少なくとも１つの足モジュールと少なくとも１つのサスペンションアンカーとの間に引張力を発生させるように選択的に作動可能である。少なくとも１つの足モジュールの上にまたはそれに近接して装着される少なくとも１つのセンサ（または「検知要素」）が、着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能である。加えて、少なくとも１つのコントローラ（または「制御要素」）がセンサおよびアクチュエータに通信可能に接続される。少なくとも１つのコントローラは、センサによって出力される１つ以上の歩様特性信号を分析し、分析した信号に少なくとも部分的に基づいて、１つ以上のアクチュエータの少なくとも１つを選択的に作動させることによって着用者の足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される。
【００３４】
本開示の他の局面は、補助的な可撓性スーツを作製する方法および使用する方法に向けられる。一実施形態は、着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法に向けられる。方法は、着用者の体に装着され、着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカー（または「アンカー要素」）を設けることと、着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、着用者の足の後足セグメントおよび／または前足セグメントに荷重を伝達するように構成される足モジュール（または「足アタッチメント要素」）を設けることと、アクチュエータ（または「力発生要素」）を足モジュールおよびサスペンションアンカーに取付けることとを含み、アクチュエータは、足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、方法はさらに、着用者の足の上にまたはそれに近接してセンサ（または「検知要素」）を装着することを含み、センサは、着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能であり、方法はさらに、コントローラ（または「制御要素」）をセンサおよびアクチュエータに通信可能に接続することを含み、コントローラは、センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した信号に少なくとも部分的に基づいて、アクチュエータを選択的に作動させることによって着用者の足の足底屈または背屈、または両方を補助するように動作可能である。
【００３５】
前および後の段落で記載されるものを含む、開示されるシステム、方法および装置のいずれも、以下のオプションを（単独でまたは集合的にまたはいずれかの組合せで）含み得る：サスペンションアンカーは、補助足に隣接した着用者の脹脛に結合される（たとえば周りに延びて円周方向に取付けられる）脹脛スリーブを含む；脹脛スリーブは、着用者の脹脛に巻付く弾性ラップを含み、弾性ラップに取付けられ、着用者の脹脛の少なくとも上部の周りの円周方向の張力を増加させるように構成される１つ以上の脹脛ストラップを有する：随意に、脹脛スリーブは、着用者の脹脛に巻付く弾性ラップと、弾性ラップに取付けられ、互いに部分的に重なる関係で取付けられることによって脹脛スリーブの安定性および取付強度を増加させるように構成される複数対のフックおよびループストラップとを含み得る；脹脛スリーブは、両側から第１および第２のリブセットが突き出ている中心胸骨を含み得、各リブセットは多数の垂直方向に間隔を空けられたリブを含み、中心胸骨は補助足の上方で着用者の脛骨を覆い、第１および第２のリブセットは着用者の脹脛に巻付いて互いに取付けられる；各リブセットの垂直方向に間隔を空けられたリブは、中心胸骨を介してその近端で互いに接続され、それぞれのウェビングを介してその遠端で互いに接続され得る；脹脛スリーブに加えてまたはこの代わりに、サスペンションアンカーは、着用者の大腿に結合される（たとえば巻付いて円周方向に取付けられる）大腿スリーブを含み得る；脹脛スリーブは１つ以上のストラップ（または「接続要素」）を介して大腿スリーブに結合される；脹脛スリーブに加えてまたはこの代わりに、サスペンションアンカーは、腸骨稜の上で着用者の腰に結合される（たとえば巻付いて円周方向に取付けられる）腰ベルトを含み得る；脹脛スリーブは１つ以上のストラップ（または「接続要素」）を介して腰ベルトに結合される；アクチュエータは、アクチュエータが大腿スリーブと腰ベルトとの間に張力を発生させることによって股関節伸展（または屈曲）を補助するように選択的に作動可能であるように、腰ベルトに装着されて大腿スリーブに取付けられ得る。
【００３６】
上記にまたは下記に開示されるシステム、方法および装置のいずれも、以下のオプションを単独でまたは集合的にまたはいずれかの組合せで含み得る：脹脛スリーブを足モジュールに取付ける調節可能な足関節ストラップであって、調節可能な足関節ストラップは複数の取付フィンガーを有し、フィンガーの各々は、別個の向きに脹脛スリーブに着脱可能に結合されることによって、足モジュールとサスペンションアンカーとの間の張力を選択的に変更するように構成される；調節可能な足関節ストラップは、受動的な足関節支持を生じることによって意図しない足関節ロールを防止するように構成され得る；脹脛スリーブまたは足モジュール、または両方は、脹脛／足を取囲み、脹脛スリーブ／足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力が発生すると自動的に締付けられるように構成される、織り合わされたウェビング構造（たとえば二軸の螺旋編組を含む）を含み得る；足モジュールが着用者の足に（たとえば着用者の履物の上または内部に）装着される構成では、足モジュールは、後足および／または前足セグメントの上の多数のアクチュエータ取付点を含み得、これにアクチュエータが着脱可能に接続され得る；各アクチュエータ取付点は別個の角度を提供するように構成され得、これに沿って、アクチュエータによって発生する引張力が着用者の足に印加される；足モジュールは、踵骨の下側に隣接した着用者の足の後足セグメントの上のアクチュエータ取付点を含み得る。
【００３７】
前および後の段落で記載されるものを含む、開示されるシステム、方法および装置のいずれも、以下のオプションを（単独でまたは集合的にまたはいずれかの組合せで）含み得る：足モジュールは随意に、着用者の足が内部に入れられる靴を含み得る；あるいは、足モジュールは、着用者の靴の中に収まり、足に装着される；足モジュールは、靴の上部の開口部を通って外に出るように延びるアキレスストラップを含み得、ストラップは、アクチュエータによって発生する引張力を着用者の後足セグメントに伝達する；足モジュールは、靴の上部の開口部を通って外に出るように延びる脛骨ストラップを含み得、脛骨ストラップは、アクチュエータによって発生する引張力を着用者の前足セグメントに伝達する；センサは、フットスイッチ、ジャイロスコープ、慣性トランスデューサ、または加速度計、またはそれらのいずれかの組合せを含む、さまざまな形態を取り得る；アクチュエータは、ボーデンケーブルアセンブリ、マッキベンアクチュエータ、または他の機械的、油圧または電気的アクチュエータを含む、さまざまな形態を取り得る；アクチュエータは随意にサスペンションアンカーに装着され得る；あるいは、アクチュエータは、補助的な可撓性スーツシステムに隣接して位置決めされる可動カートまたはプラットフォームに装着される；サスペンションアンカーは、上述の脹脛スリーブ、ならびに（またはあるいは）大腿スリーブおよび／または腰ベルトを含む、さまざまな形態を取り得る。
【００３８】
本明細書中に開示されるシステム、方法および装置は、以下のオプションを、個別的に、協同して、またはさまざまな組合せで含み得る：着用者の第２の足の上にまたはそれに隣接して装着され、着用者の第２の足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達する第２の足モジュール（たとえば両側システム用）；第２の足モジュールに取付けられ、引張力を第２の足モジュールに伝達するように選択的に作動可能な第２のアクチュエータ；着用者の第２の歩様特性を検出してそれを示す第２の信号を出力するように動作可能な第２のセンサ。この構成について、コントローラは、第２のセンサおよび第２のアクチュエータに通信可能に接続され得、コントローラは、第２のセンサによって出力される第２の歩様特性信号を分析し、分析した第２の信号に少なくとも部分的に基づいて、第２のアクチュエータを選択的に作動させることによって着用者の第２の足の足底屈または背屈、または両方を補助する。随意に、スーツはさらに、着用者の体に装着され、体の第２の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達する第２のサスペンションアンカーを含み、第２のアクチュエータは、第２の足モジュールと第２のサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能である。
【００３９】
本概念の少なくともいくつかの局面において、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切って力軌道を出力して関節にわたって補助トルクを発生させるように適合される少なくとも１つのアクチュエータを含む補助的な可撓性スーツの動作特性を調節するためのハイブリッド制御システムが提供される。ハイブリッド制御システムは、本概念の少なくともいくつかの局面において、少なくとも１つのアクチュエータと、第１の通信装置と、少なくとも１つのコントローラと、少なくとも１つのコントローラによって実行されると少なくとも１つのコントローラに作動信号を少なくとも１つのアクチュエータに出力させるように構成される命令セットを有する物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置と、少なくとも１つの関節の運動に関連する情報を提供するように構成される少なくとも１つのセンサとを含む第１の制御ループを含み、少なくとも１つのコントローラは、少なくとも１つのセンサから出力を受信し、それに応答して、作動信号を少なくとも１つのアクチュエータに出力し、次に、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切って力軌道を出力して関節にわたって補助トルクを発生させる。ハイブリッド制御システムは、臨床医インターフェイスを含む第２の制御ループを含み、臨床医インターフェイスは、表示装置と、１つ以上のプロセッサと、ユーザインターフェイスと、第２の通信装置と、１つ以上のプロセッサによって実行されると１つ以上のプロセッサに、第２の通信装置を介して、少なくとも１つの関節の運動に関する情報を提供するように構成される少なくとも１つのセンサの出力または別の１つ以上のセンサの出力を受信させ、少なくとも１つの歩様事象に関連して少なくとも１つの関節の運動に関する情報を表示装置に表示させるように構成される命令セットを有する物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置とを含む。１つ以上のプロセッサはさらに、ユーザインターフェイスを介して、臨床医、患者または着用者および／または他の監視者からの入力を受信するように構成され、入力は、第２の通信装置を用いて、少なくとも１つのアクチュエータによって出力される力軌道の１つ以上の局面を修正することによって、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切って発生して第１の通信装置に出力される補助トルクを修正せよとの命令、力軌道の１つ以上の局面を修正せよとの命令を含む。
【００４０】
本概念の少なくともいくつかの局面において、（補助的な可撓性スーツに対してローカルにおよび／またはリモートに位置する）１つ以上のプロセッサは、（補助的な可撓性スーツに対してローカルにおよび／またはリモートに位置する）物理的なメモリ装置が有する１つ以上の命令に従って、補助されていない状態の着用者の歩様を（たとえば補助的な可撓性スーツの上にまたはその外部に配置される１つ以上のセンサを介して）監視し、その後、少なくとも１つのアクチュエータによって出力される力軌道の１つ以上の局面を修正することによって、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切って発生する補助トルクを修正するように構成され、着用者の修正された歩様は１つ以上のプロセッサへのさらなる入力として用いられ、着用者の歩様のさらなる評価、および少なくとも１つのアクチュエータによって出力される力軌道の１つ以上の局面のさらなる反復的な修正のための１つ以上の命令セットと関連付けられる。
【００４１】
本概念は、生物学的関節（たとえば足関節、膝関節、股関節等）に関連して説明されるが、本概念の少なくともいくつかの局面は、代替的に、より自然で流れるような動作を可能にするために１つ以上の非生物学的関節（たとえば外骨格関節、ロボット関節、人工器官の関節等）に対する制御に適用されてもよい。
【００４２】
補助的な可撓性スーツは、さらに、補助の代わりに抵抗を提供することによって（たとえば筋肉を増強させるため、不適切な運動に負のフィードバックを与えるため、等）、または必要な所に補正補助を提供することなどによって、動作査定、リハビリテーションまたは歩様補助活動、および運動訓練によく適している。
【００４３】
従来の剛性外骨格スーツでは依然として満たされていないニーズに応じて、本明細書中に開示される補助的な可撓性スーツは衣服のように着用可能であり（たとえば衣類の下に、衣類の上に、または衣類に統合されて）、２つの別個の、しかし相乗効果的なメカニズム、すなわち、（１）歩行能力の即座の増加を提供する矯正効果（すなわち歩行品質の向上および歩行のエネルギコストの減少）、ならびに（２）歩行活動の定期的な査定、および外骨格スーツの埋込型センサによって生成される空間時間的な歩様データに基づく、個別化された進歩的なリハビリテーションプログラム、を介して自由生活地域社会設定における連続的な的を絞ったリハビリテーションのための機会を一意的に提供する。本概念の少なくともいくつかの局面において、能動的な矯正器具として、補助的な可撓性スーツは損なわれた筋肉組織と平行に回復力を印加し、１つ以上のセンサを介して、歩行戦略および量の両方に的を絞った患者特有の歩行活動プログラムの実現に有用な歩行の主要なパラメータ（すなわち空間時間的な変数およびステップ活動）を測定可能なリハビリテーションシステムの役割も果たす。補助的な可撓性スーツは、既存の技術と比較して、人体に対してよりコンフォーマルであり、目立たず、コンプライアントなインターフェイスを提供する軟性材料（たとえばテキスタイル、エラストマー等）を含むスーツを提供する。
【００４４】
上記の概要は、本開示の各実施形態またはすべての局面を表わすことを意図していない。むしろ、上述の概要は、本明細書中に提示される新規の局面および特徴のいくつかの例示を与えるに過ぎない。本開示の上記の特徴および利点、ならびに他の特徴および利点は、添付の図面および添付の請求項に関連して参照されると、本発明を実行するための例示的な実施形態および態様の以下の詳細な説明から容易に明らかになるであろう。
【００４５】
発明の局面はさまざまな修正および代替の形態が可能であるが、具体的な実施形態は図面に一例として示されており、本明細書中に詳細に説明される。しかし、発明は、開示される特定の形態に限定されないことが意図されていることを理解すべきである。むしろ、発明は、限定されずに、開示および添付の請求項の精神および範囲に収まるすべての修正、均等物、および代替例を含むものである。
【図面の簡単な説明】
【００４６】
【図１Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に従う補助的な可撓性スーツの説明を示す図である。
【図１Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に従う補助的な可撓性スーツの説明を示す図である。
【図１Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に従う補助的な可撓性スーツの説明を示す図である。
【図１Ｄ】本概念の少なくともいくつかの局面に従う補助的な可撓性スーツを構成するための方法の説明を示す図である。
【図２Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについての制御のいくつかの局面を示す図である。
【図２Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについての制御のいくつかの局面を示す図である。
【図２Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについての制御のいくつかの局面を示す図である。
【図２Ｄ】不全片麻痺の脳卒中患者のための歩様情報を示す図である。
【図２Ｅ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るトレッドミル上を歩行しながら補助的な可撓性スーツを着用している脳卒中患者のパイロットセッションから得られたデータの例を示す図である。
【図３Ａ】本開示の局面に従う着用者の動作を助けるための代表的な補助的な可撓性スーツの正面図である。
【図３Ｂ】本開示の局面に従う着用者の動作を助けるための代表的な補助的な可撓性スーツの側面斜視図である。
【図３Ｃ】図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツの脹脛スリーブモジュールの背面斜視図である。
【図３Ｄ】図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツの腰ベルトモジュールの正面斜視図である。
【図３Ｅ】図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツの大腿スリーブモジュール、取付ストラップおよび脹脛スリーブモジュールの一部の背面斜視図である。
【図３Ｆ】図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツの脹脛スリーブモジュールのための随意の調節可能なＶコネクタ取付ストラップの斜視図である。
【図４Ａ】本開示の局面に従う、閉じた状態で示される補助的な可撓性スーツのための代表的な単体の「フィッシュボーン」脹脛スリーブモジュール（閉端のリブ構成）の正面斜視図である。
【図４Ｂ】本開示の局面に従う、開いた状態で示される補助的な可撓性スーツのための代表的な単体の「フィッシュボーン」脹脛スリーブモジュール（閉端のリブ構成）の正面斜視図である。
【図５】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための代表的な単体の「フィッシュボーン」脹脛スリーブモジュール（開端のリブ構成）の正面斜視図である。
【図６】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための代表的な単体の「フィッシュボーン」脹脛スリーブモジュール（開端のピボットリブ構成）の正面斜視図である。
【図７Ａ】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための調節可能な受動的な外側支持ストラップによって接続される脹脛スリーブモジュールおよび足モジュールの側面斜視図である。
【図７Ｂ】図７Ａの外側支持ストラップの斜視図である。
【図８】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための複数のアクチュエータ取付点を有する代表的な靴型足モジュールの側面斜視図である。
【図９】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのためのクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付モジュールを有する代表的な靴型足モジュールの背面斜視図である。
【図１０Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付アンカー要素を示す図である。
【図１０Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付アンカー要素を示す図である。
【図１０Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付アンカー要素を示す図である。
【図１０Ｄ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付アンカー要素を示す図である。
【図１０Ｅ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るクイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付アンカー要素を示す図である。
【図１１Ａ】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのためのアキレスおよび脛骨ストラップを有する代表的なインサート型足モジュールの正面斜視図である。
【図１１Ｂ】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのためのアキレスおよび脛骨ストラップを有する代表的なインサート型足モジュールの背面斜視図である。
【図１２】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための代表的なユニバーサルの「靴外（over-the-shoe）」足モジュールの側面斜視図である。
【図１３】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための代表的な自動締付型の靴内（in-shoe）足モジュールの側面斜視図である。
【図１４】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための別の代表的な靴内足モジュールの側面斜視図である。
【図１５】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための代表的な靴外足モジュールの平面図である。
【図１６Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る個人の歩様期間中の足底屈作動の修正を示す図である。
【図１６Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る個人の歩様期間中の背屈作動の修正を示す図である。
【図１６Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツに関する力の分布を示す図である。
【図１６Ｄ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人に対する補助的な可撓性スーツからの力を示す図である。
【図１６Ｅ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人に対する補助的な可撓性スーツからの力を示す図である。
【図１６Ｆ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人の内部に分布している補助的な可撓性スーツ１００によって生じる力を示す図である。
【図１７Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る力伝達要素のための張力印加システムを示す図である。
【図１７Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る力伝達要素のための張力印加システムを示す図である。
【図１７Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る力伝達要素のための張力印加システムを示す図である。
【図１７Ｄ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る力伝達要素のための張力印加システムを示す図である。
【図１８】本概念の少なくともいくつかの局面に係るアンカー要素を示す図である。
【図１９】本概念の少なくともいくつかの局面に係る力伝達要素長さ調節装置を示す図である。
【図２０Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについてのアクチュエータの構成を示す図である。
【図２０Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについてのアクチュエータの構成を示す図である。
【図２０Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツについてのアクチュエータの構成を示す図である。
【図２１】本概念の少なくともいくつかの局面に係るマルチラッププーリーシステムを示す図である。
【図２２Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツを制御するためのアクチュエータシステムを示す図である。
【図２２Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツを制御するためのアクチュエータシステムを示す図である。
【図２２Ｃ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツを制御するためのアクチュエータシステムを示す図である。
【図２２Ｄ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツを制御するためのアクチュエータシステムを示す図である。
【図２２Ｅ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る補助的な可撓性スーツを制御するためのアクチュエータシステムを示す図である。
【図２３】本概念の少なくともいくつかの局面に係るハイブリッド制御システムの例を示す図である。
【図２４】本概念の少なくともいくつかの局面に係る臨床医インターフェイスの例を示す図である。
【図２５】本概念の少なくともいくつかの局面に係る臨床医インターフェイスの別の例を示す図である。
【図２６】本概念の少なくともいくつかの局面に係る軌道制御の例を示す図である。
【図２７】本概念の少なくともいくつかの局面に係る軌道制御の別の例を示す図である。
【図２８】本概念の少なくともいくつかの局面に係るジャイロスコープを用いる事象検出の例を示す図である。
【図２９Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る適応閾値の例を示す図である。
【図２９Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る適応閾値の例を示す図である。
【図３０Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るヒールストライクの検出の例を示す図である。
【図３０Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るヒールストライクの検出の例を示す図である。
【図３１Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るヒールストライクの検出の別の例を示す図である。
【図３１Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るヒールストライクの検出の別の例を示す図である。
【図３２】本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出されたヒールストライクについての遅延補償の例を示す図である。
【図３３Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る歩様パターン分析を含む、脳卒中患者の歩行（非連続歩行）の開始および終了のための歩様パターンを示す図である。
【図３３Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る歩様パターン分析を含む、脳卒中患者の歩行（非連続歩行）の開始および終了のための歩様パターンを示す図である。
【図３４Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る手すりを用いる背屈筋力についての指令軌道および局所力の例を示す図である。
【図３４Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係る手すりを用いない背屈筋力についての指令軌道および局所力の例を示す図である。
【図３５Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るコントローラ概念を示す図である。
【図３５Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るコントローラ概念を示す図である。
【図３６】本概念の少なくともいくつかの局面に係る方法における行為を示す図である。
【図３７】本概念の少なくともいくつかの局面に係る別の方法における行為を示す図である。
【図３８Ａ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るフルグラウンドコンタクトおよびトゥオフの検出の説明を示す図である。
【図３８Ｂ】本概念の少なくともいくつかの局面に係るフルグラウンドコンタクトおよびトゥオフの検出の説明を示す図である。
【図３９】ヒールストライクピークが顕著でない、本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出アルゴリズムの説明を示す図である。
【図４０】スイング期中のジャイロ信号が発振性である、本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出アルゴリズムの説明を示す図である。
【図４１】本開示の局面に従う補助的な可撓性スーツのための随意の「片側」腰ベルトモジュールの正面斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００４７】
代表的な実施形態の詳細な説明
本明細書中に開示される概念は、ヒューマンパフォーマンスを増大させる、および／または移動（たとえば地上歩行）の代謝コストを減少させるように適合された補助的な可撓性スーツに向けられる。いくつかの構成は、健常者および可動性問題を抱える人々を含む、自身の可動性（負荷状態であるか無負荷状態であるかに関わらず）を向上させることを望んでいる人々の生活の質を向上させるのに役立つ。たとえば、脳卒中生存者または下肢障害を患っている人々（たとえば下肢損傷のためにリハビリテーションを受けている人々、下肢運動が加齢に伴って制限されている高齢者等）は、開示される概念の１つ以上に従う補助的な可撓性スーツを利用することによって、可動性の向上、したがって、生活の質を向上を経験することができる。
【００４８】
脳卒中は世界的に長期障害の主な原因であり、リハビリテーションは脳卒中から回復するための基礎である。しかし、さまざまなリハビリテーション努力にも係わらず、顕著な身体不活動は脳卒中後の人々を象徴しており、発生後の最初の１年にわたって悪化し続ける。この問題に対処するために、将来の神経リハビリテーション戦略の一環として地域社会における活動を向上させるための手段を開発する関心が高まっている。多数の地域社会ベースのプログラムが開発されているが、それらの効果は限定されており、患者は不活動であり続ける。その理由は主に、これらのプログラムの多くは患者教育および動機付けフィードバック（たとえば１日の歩数カウント）に大きく依存しており、可動性を制限する具体的な運動障害に対処していないためである。さらに、１００％の補助を患者に印加する剛性外骨格には大幅な進歩が見られるが、これらの技術は部分的な障害を持つ患者には好適でない。
【００４９】
このニーズに応じて、自由生活地域社会設定における連続的な的を絞ったリハビリテーションのための機会を提供する衣服のように（衣類の下または上に）着用可能な補助スーツの形態の軟性のウェアラブルロボットの概念が開示される。これは、たとえば、２つの別個の、しかし相乗効果的なメカニズム、すなわち、（１）歩行能力の即座の増加を提供する矯正効果（たとえば歩行品質の向上および歩行のエネルギコストの減少）、ならびに（２）補助および査定の両方を提供することによって歩行活動を増加させて患者の進歩を監視するように設計される、個別化された進歩的なリハビリテーションプログラム、を介して付与される。能動的な矯正器具として、補助スーツは損なわれた筋肉組織と平行に回復力を印加する。高度な検知能力によって、スーツは、歩行戦略および量の両方に的を絞った患者特有の歩行活動プログラムの実現に有用な歩行の主要なパラメータ（たとえば空間時間的な変数およびステップ活動）を測定可能な「リハビリテーションロボット」の役割も果たし得る。人体に対してよりコンフォーマルであり、目立たず、コンプライアントなインターフェイスを提供し、かつ患者の臨床評価によって可動性を向上させる軟性材料（たとえばテキスタイルおよびエラストマー）からなるウェアラブルロボットが開示される。
【００５０】
本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツは、パーキンソン病、脳卒中、ＭＳ、ＡＬＳまたは原因に関わらず他の障害をもたらす病状を患う人々などの患者の可動性を向上させ、彼らが自身の地域社会により完全に融合することを可能にするように適合される。これらの歩様障害の性質は、発症する原因となる神経の症状は異なるが、両症状を患う患者は、本明細書中に開示される補助的な可撓性スーツが提供可能な補助で大幅に向上可能な歩様制限を示す。剛性の外骨格支持部およびリンク機構要素をもっぱらまたは主に利用する旧来の外骨格とは異なり、ここに開示される補助的な可撓性スーツは、人体とインターフェイスするための、よりコンフォーマルであり、目立たず、コンプライアントな手段を提供するように軟性の、または可撓性を有する、またはそうでなければ非剛性の材料（たとえばテキスタイル、ファブリック、エラストマー等）を主に用い、通常の衣類の下に快適に着用され得る。本明細書中に述べられるように、本発明者らは、半世紀にわたって存続してきたウェアラブルなロボットパラダイムに対する根本的な変更を提示するこのアプローチの有効性を証明した。開示される補助的な可撓性スーツでは、補助的な可撓性スーツは極めて軽量であり、さらに、着用者の関節は、身体の自然な生体力学に干渉することになる外部の剛性構造によって制約されない。
【００５１】
本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、補助的な可撓性下肢スーツは、足、脚および／または骨盤領域上に（ズボンおよび靴と同様に）着用されるように構成される。いくつかの構成は、移動（たとえば歩行）時に患者の脚関節に制御されたレベルの補助を提供する（たとえば歩様周期中の適切な時間に患者の関節にトルクを印加する）。これは、着用者への代謝コスト（タスクで費やされるエネルギ量）を減少させ、歩幅、歩様速度、およびケイデンスなどの主要な歩様マーカを向上させるのに役立ち得る。着用者（たとえば患者）が補助的な可撓性スーツを容易に脱ぎ着できることを可能にすることを望まれることが多い。同様に、運動を促進するためだけでなく、正常な歩行パターンも促進するために、補助的な可撓性スーツの動作の少なくともある局面を、場合によっては特定の患者のために外部から設定されたパラメータ内で制御することを望まれることが多い。療法が時間とともに進行するにつれて、１つ以上の関節への補助のレベルは、患者の病状の向上の変化に対応する（たとえば補助レベルの低下、補助タイミングの変更、等）ように調節され得る。たとえば、生物学的筋肉の力発生能力および神経筋制御局面が向上するにつれて、補助のレベルは低下し得る。
【００５２】
本明細書中に開示される下肢補助的な可撓性スーツのさまざまな局面は、そのような下肢能力の減少に直面している人々（たとえば脳卒中生存者等）に特に対処するための解決策を提供する。補助的な可撓性スーツは、少なくともいくつかの局面において、エネルギ貯蔵のための受動要素（たとえば人工エキソテンドン（exotendon）等）と、オンボードまたはオフボード電源を介して電力供給され、コンプライアント材料および軟性ウェアラブルファブリックを介して着用者とインターフェイスするアクチュエータ（たとえばケーブルドライブ、空気圧式、等）とを組込んでいる。いくつかの局面において、エキソテンドンは弾力性を有し、腱のように生体模倣的に（たとえば輪ゴムのように）挙動し、自然な生体力学的運動から、またはエキソテンドン自体と直列に構成されたアクチュエータから供給されるエネルギを貯蔵し、そのように貯蔵したエネルギを補完運動時に解放する。アクチュエータは、一例として、１つ以上の空気動力式空気圧アクチュエータ、１つ以上のＤＣモータ、１つ以上の電気活性材料（たとえばポリマー）、またはそれらの組合せを含み得る。アクチュエータは、人間歩行時に通常経験するレベル以下の制御レベルで着用者の関節にトルクを印加するように構成される。
【００５３】
アクチュエータおよびエキソテンドンは、補助力を提供するか拮抗筋として作用し、人間の解剖学的構造／生理機能に見られる正常な人間の筋−腱構造を模倣することによって、着用者を補助するように適合される。非限定的な例として、人間歩行時に存在する自然な動作および力を模倣する際、補助的な可撓性スーツは本質的に安全であり、病理学的な筋活動と相乗効果的であり得るとは限らない着用者のニーズと相乗効果的に作用する（たとえば着用者をより自然なレベルの運動に回復させる）。少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツは衣類の下に着用可能であり、補助を提供して身体機能および可動性を回復し、負傷患者に治療的に係わり、彼らがサービスおよび自身の地域社会により早く復帰することを可能にする。
【００５４】
少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツシステムは、１つ以上の関節角度を測定する、監視する、もしくはそうでなければ検出するための、および／または歩様周期の定義済の相に対応する状態などの、着用者の特定の状態を特徴付ける事象（たとえばヒールストライク、トゥオフ等）を検出するための１つ以上のセンサを含む。１つ以上のセンサは、アクチュエータおよび／または他のスーツ構成要素もしくはシステムに指令するように、１つ以上のコントローラおよび／またはプロセッサとともに有利に用いられる。一例として、センサ読取値が補助的な可撓性スーツ制御システムまたはコントローラによって用いられ、着用者の歩行速度が求められる。制御システムまたはコントローラは次に、アクチュエータからの適切な作動（たとえば運動量、運動のプロファイル等）を指令し、それによって（たとえばエキソテンドンを介して）所望の程度の補助（たとえばトルク）を１つ以上の関節に与える。
【００５５】
本概念の少なくともいくつかの局面において、下層の生物学的筋肉組織と少なくとも実質的に平行に外力が与えられる。外力は、より小レベルの補助において、運動の開始および正常な神経筋制御の再確立を補助し得る機械的な合図を、ならびに、より高レベルの補助において、生物学的関節の正常な力発生能力の回復および正常な歩様力学の回復を提供する。歩様開始を助けるそのような補助的な合図は、パーキンソン病の典型的な症状であり得る「フリーズ」の発現を最小限に抑えるか防止するために、または運動の開始を補助するために用いられ得る。
【００５６】
対照的に、ウェアラブルロボットに対する既存のアプローチは、着用者に対して運動学的な制限を課し、大きい慣性を有する重い構造を使用し、これに小レベルの補助を印加するのは困難である。これらのシステムは自力歩行に対して十分な利点を提供しないため、これらのシステムの剛性で重い性質はこれらの患者に適していない。加えて、従来のシステムを脱ぎ着するための長い時間およびそれらの限られた範囲（バッテリパワーが切れると、患者は自身で運ぶことができない重い装置とともに立ち往生することになりかねない）は、臨床環境の外部でこれらのシステムを用いる患者に重大な実践的な課題を呈する。家から地域社会の歩行運動への移行などのより高位の歩行運動は、よりよい機能および生活の質をもたらすことが示されている。
【００５７】
さまざまな局面において、開示される補助的な可撓性スーツシステムは作動システムと組合わされて用いられ、可動性を高めるおよび／またはより正常な運動を回復すること、好ましくは可動性を高めるおよびより正常な運動を回復することの両方を目的として、自然な動作に対して能動的な補助を、および／または生物学的に最適でない動作に対して補正的な補助（たとえば補助もしくは抵抗）を提供する。
【００５８】
補助的な可撓性スーツは、剛性構成要素を有する旧来の外骨格と比べて機械インピーダンスおよび運動学的制限を大きく減少させ、着用者の自由度を大幅に制約または制限しない。そのようなシステムによって、肢位置を直接制御するのではなく、制御されたエネルギのインパルス（たとえば歩様周期の重要な部分の間に小レベルまたは中レベルの補助）を加えることによって、移動に補助を提供し、運動（たとえば歩行／耐荷重）を大幅に制約することなく運動の代謝コストを減少させることが可能である。上述のように、従来の剛性外骨格は小レベルまたは中レベルの補助を提供することができない。
【００５９】
図１Ａは、本概念の少なくともいくつかの局面に従う補助的な可撓性スーツ１００の実施形態を全体的に示す。補助的な可撓性スーツ１００は、１つ以上のアクチュエータ１０５によって発生する力を介して、１つ以上の張力を印加された接続要素１１０を用いて１つ以上の関節（たとえば股関節および足関節）にモーメントを印加するように構成される。本概念の少なくともいくつかの局面において、脚に加えられる遠位質量を最小化することが望まれる。そのような局面では、パワーは、アクチュエータ１０５が腰ベルト１１５上に配置されて足関節にわたってトルクを供給する図１Ａに表わされるように、可撓性トランスミッションを介して、１つ以上の近位に装着されたアクチュエータ１０５から遠位に配置された身体部分に伝達される。他の局面では、アクチュエータはどこか他の場所に（たとえば作動される関節により近づいて遠位に）配置されてもよいし、または複数のアクチュエータが補助的な可撓性スーツ１００または着用者の体の周りに分散されてもよい。
【００６０】
ここに記載される補助的な可撓性スーツ１００は、少なくともいくつかの局面において、生物学的な発想によるアーキテクチャを介して力を下肢関節に快適にかつ効果的に印加することが可能な機能性テキスタイルおよび／または他のコンフォーマルな材料を利用する。そのようにする際、運動または歩様を妨害しない態様で生物学的関節に偶力を発生させる力伝達経路が、ウェアラブル衣服の中に提供され得る。本明細書中に記載されるように、歩様移行または事象を検出するためなどの、着用者運動学を監視するための１つ以上のセンサ１２０が設けられる。少なくともいくつかの局面において、センサ１２０は補助的な可撓性スーツ１００の内部もしくは上部に（たとえば接続要素１１０の内部もしくは上部に、ファブリックの内部もしくは上部に、等）、および／またはさまざまな取付点に（たとえば股関節、膝関節、足関節、足に、等）に埋込まれて、着用者と装置との間のインタラクション力を監視する。
【００６１】
本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツ１００は、（１）運動の開始を補助し、正常な神経筋制御を回復するための小さい機械的合図を提供する、および（２）生物学的関節の正常な力発生能力を回復する、補完機能を果たす（図１Ｂ参照）。この解決策、および本明細書中に開示される他の解決策は広範な影響を有し、多数の潜在的な患者集団に（たとえば脳性麻痺の子供に、筋力が低下した高齢者、ＭＤ、ＡＬＳ、またはＰＤを患っている人々、脳卒中生存者に、等）適用され得ることに留意すべきである。
【００６２】
図１Ｂは、左側に、パーキンソン病（上）およびＭＣＡ脳卒中（下）の患者の可動性障害のいくつかの生体力学的な理由を示す。パーキンソン病は運動の開始の困難および足底屈の弱化の原因となるのに対して、ＭＣＡ脳卒中は、足底屈、背屈、および股関節屈曲／伸展の弱化の複数の異なる課題を呈する。脳卒中患者の場合、彼らは体を前方に加速させる際に重要な役割を果たすさまざまな関節（足関節および股関節を含む）から利用可能なパワーの制限に悩まされる。このパワーの減少は、不全片麻痺肢の前進の減少の一因となり、非対称の歩様パターンおよび遅い歩行速度の一因となる。これらの患者集団の両方について、本明細書中に開示される補助的な可撓性スーツ１００の構成の少なくともいくつかは、下層の生物学的筋肉構造と平行に外力を提供し、これは患者に外部からの合図を有利に与えると考えられ、これは歩様結果を向上させると別個に考えられる。自動化された同期の態様で患者に小レベルまたは中レベルの力を印加する、ここに記載される概念は、より大きい歩幅およびより高い歩様速度の発達を容易にし、それによって身体機能およびＨＲＱｏＬを向上させる。図１Ｂは、右側に、左上から時計回りに股関節伸展、膝関節屈曲、背屈および足底屈を提供するように適合される補助的な可撓性スーツ１００の局面を示しており、矢印２０６はそれぞれの動作を補助するためにどのように力が印加され得るかを示している。
【００６３】
図１Ｃは、左の３つのイメージにおいて、脳卒中患者を、歩行器またはブレースから、補助的な可撓性スーツ１００および杖を用いた補助動作に、そして補助的な可撓性スーツ１００を用いる補助なしの運動に移行させるための補助的な可撓性スーツ１００の使用を示す。多くの脳卒中患者は、歩行運動は可能であるが、足関節背屈および足底屈の弱化に起因する緩慢な疲労誘発歩様パターン、ならびに股関節屈曲および伸展時の運動の低下に苦労している。患者がリハビリテーションによって進歩するにつれて、スーツに対する補助パワーは徐々に減少され得、タスクに基づいた活動における筋活動は機能的に保持される。あるいは、上述のように、本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツから患者への補助パワーは当初は低レベルで開始してもよく、患者がリハビリテーションによって進歩するにつれて時間とともに徐々に増加されてもよい。補助的な可撓性スーツは、特定の着用者にコンフォーマル可能であるだけでなく、着用者が必要とする種類の補助にも有利にコンフォーマル可能である。図１Ｃは、左から４番目のイメージにおいて、補助的な可撓性スーツ１００が容易に脱ぎ着可能であり（左上）、スラックスと同様に脱ぎ着されることを概念的に示している。図１Ｃの最も右側の２つのイメージは、補助的な可撓性スーツのモジュール性の非限定的な例を示しており、１番目のイメージは補助的な可撓性スーツ１００の受動的なまたはアクチュエータなしのバージョンを示しており、右側の２番目のイメージは、付加的な随意のパワーベルト１２５が取付けられて能動的な補助を供給するための能力を提供することを示している。少なくともいくつかの局面において、パワーベルト１２５は、補助的な可撓性スーツ１００にパワーを供給するために必要なすべてのアクチュエータ（たとえばモータ、プーリー等）、電子部品および電源（たとえばバッテリ等）を含む。本概念は、アクチュエータを全く含まず、センサ１２０を含んでもよいし含まなくてもよく、補助的な可撓性スーツの弾力性要素（たとえば伸縮性ファブリック、テキスタイル、粘弾性材料、粘性材料等）を介してユーザに小さい程度のエネルギおよび補助を提供するように適合される、受動的なバージョンの補助的な可撓性スーツ１００を含むことが強調される。
【００６４】
補助的な可撓性スーツ１００は、各患者の特定の生体力学的および生理学的な異常を定量化するのに役立つベースラインの運動学、動力学、筋電図および／または他の生理学的（たとえば代謝率および心拍数）データの生成を容易にする。一例として、限定されずに、生体力学的および生理学的データが、モーションキャプチャシステム（たとえば、１２０Ｈｚで記録し、主要な身体ランドマークに配置される受動的な反射マーカと組合せて用いられる、複数のViconカメラ）を用いて収集され得、脚毎の床反力（ＧＲＦ）が、Bertecの機器を備えたトレッドミルまたは埋込型のAMTIのフォースプレートを用いて１２００Ｈｚで測定され得、定常状態酸素消費量がCosmed K4b2システム、および／またはDelsys（登録商標）Trignoシステムによって収集された筋電図（ＥＭＧ）信号を用いて測定され得る。ベースラインデータは開始点を提供し、臨床医はそこから当該患者に印加される特定の補助を調整可能であり、補助の特性は、患者の下肢に印加される力の場所、大きさおよびタイミングに関して選択的に変更される（図１Ｄ参照）。
【００６５】
図１Ｄは、オフボード制御システム２００を利用して、力伝達要素２２０Ａ〜２００Ｃを介して補助的な可撓性スーツ１００を着用している患者に特定されたレベルの補助（たとえば小、中、または大レベルの補助）を印加する、補助的な可撓性スーツ１００の臨床的使用の説明を示す。一例として履物の内部に、かつ患者の脹脛の近傍に提供されるとして示されるセンサ１２０からの情報が、（たとえば無線通信経路２２５またはハードワイヤード接続を介して）オフボード制御システム２００に送信される。図１Ｄの右側の上のプロット（「関節パワー測定」）は足関節および股関節のパワーの回復を実証する力測定を示し、図１Ｄの右側の下のプロット（「内側腓腹筋ＥＭＧ」）は腓腹筋の筋活動の減少（ｓＥＭＧ  ｍＶの減少）を示す。健常者については、補助的な可撓性スーツは何らかの筋活動を有利に減少させるように用いられ得るが、これは普遍的に望まれているとは限らず、患者によっては、リハビリテーションの観点から代わりに筋活動を増加させることが望まれることがある。
【００６６】
補助的な可撓性スーツによって提供される力のレベルは、小または中レベルの力が提供される特定の例に関連して本明細書中では記載されているが、補助的な可撓性スーツは小さいまたは中程度の力の発生に制限されないことに留意すべきである。一例として、本概念の少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツは、着用者に対する負担を最小限に抑えて着用者を最小限に制限しつつ、１０〜３０％の補助を供給するように構成される。代わりに、補助的な可撓性スーツは、本明細書中の例に記載されるものよりもより大きい力および高いレベルの補助を発生させて着用者に印加することもできる。開示される補助的な可撓性スーツは、補助を所定範囲内で（たとえば小レベルの補助、中レベルの補助、高レベルの補助、中から高レベルの補助、等）印加するように適合されているか、無制限で（すなわち０％〜１００％の補助の間のいずれかのレベルに構成されたスーツ）印加するように適合されているかに関わらず、補助の大部分が重い剛性外骨格を動かすためではなく人物を補助するために用いられることによって、着用者が必要としている補助のレベルに関わらずスーツの限られたパワー源のより効率的な使用および適用を提供するという点で、既存の剛性外骨格に対して主要な利点を提供する。
【００６７】
例外はあるが、患者（たとえば脳卒中患者）の歩様は明らかに識別可能な病状を伴って反復可能であることが多く、これは、補助的な可撓性スーツ１００によって着用者に印加される周期的な作動力に適している。作動タイミング、振幅およびプロファイルを個人的に調整することによって、医療提供者は患者に、その患者に最適な補助戦略を提供することができる。作動パラメータを調節する処理における１つの好ましい最初のステップは、患者が歩行する時、または歩行速度が増加した時、患者が十分に地面から離れ、躓いたり転倒したりしないことを保証するように、背屈補助を調整することを含み得る。この後、たとえば、プッシュオフにおける足底屈補助を調整して前方推進を補助してもよい。次に、必要であれば、足関節作動の有効性が確認された後、股関節作動補助（屈曲および伸展）が調整されてもよい。
【００６８】
図２Ａは、股関節、膝関節および足関節角度センサ（たとえば、股関節、膝関節および足関節矢状面関節角度を監視するように配置される超弾性歪みセンサ、）毎の、センサ１２０（破線）および外部のVicon光学モーションキャプチャシステム（実線）による、リアルタイムで測定された補助的な可撓性スーツ１００を着用している人物の運動の比較によるセンサ１２０忠実度の検証を示す。歩行中、補助的な可撓性スーツの一実施形態におけるＲＭＳ誤差は５°未満であった。したがって、補助的な可撓性スーツ１００は、状態マシン制御および着用者と装置との間の安全で直感的なインタラクションを可能にする制御アルゴリズムの利用のための運動学的データを正確に測定する能力を実証している。これは、運動学についての情報（たとえばフットスイッチ、軟関節センサ等）および人間−システムインタラクション力（たとえばスーツ張力等）を提供するセンサ１２０データをリアルタイムで得て分析することによって達成される。図２Ａの左下に示される本概念の局面に示されるように、スーツ張力（Ｆ）２３５は１つ以上のセンサ１２０（たとえば超弾性歪みセンサ、ロードセル等）によって測定され、閾値力（Ｆthresh）が超えられると（Ｆ＞Ｆthresh）、１つ以上のアクチュエータ１０５（図示せず）の作動をトリガさせるために用いられる。図２Ａは、トリガに応答して、アクチュエータが作動し（この場合、ｃｍで測定される位置変化によって表わされる）、表わされる力を供給する。この制御システムは、人間−スーツインタラクション力に基づいてシステムを作動させるべき正確な時間を判断し（たとえば補助的な可撓性スーツ１００内の受動的な張力印加を監視し）、着用者の歩様をセグメント化するために用いられ得る力パターンを生成するロバストな方法を提供する。閾値（Ｆthresh）は、予め定められた作動プロファイルに従って歩様中の正確な時間に１つ以上のアクチュエータ１０５を作動させるように設定される。この方法は非常に信頼性が高く、複雑度が最小である。さらに別の制御戦略では、システムを作動させるべき正確な時間は、着用者の歩様をセグメント化するために用いられ得る力パターンを生成するユーザ運動学または動作（たとえば測定および／または推測される関節角度）に依拠する人間−スーツインタラクション力に基づく。この制御システムは、１つ以上のセンサ１２０（たとえば超弾性歪みセンサ等）を介して、１つ以上の関節角度を監視するか、または（たとえば他の身体セグメントの位置から）１つ以上の関節角度の位置を推測し、当該１つ以上の関節角度を予め定められた閾値と比較して、１つ以上のアクチュエータ１０５の作動を開始すべき歩様中の正確な時間を求める。
【００６９】
【数１】
2016539723.tif 000003
【００７０】
補助的な可撓性スーツ１００は、少なくともいくつかの局面において、意思に基づく制御システムに応答して動作するように構成される。意思に基づく制御システムは、スーツ張力印加状態および歩様運動学および／または他のデータ（たとえばＥＭＧ、速度、加速度、個別の事象等）によって情報を提供される。補助的な可撓性スーツ１００の受動的な運動学に基づく張力発生のおかげで、たとえば足関節および股関節で測定された張力パターンによって着用者の意思の検出が可能となる。これらのセンサからの情報は、有利にしかし随意に、他の冗長センサ１２０（たとえば慣性計測装置（ＩＭＵ）、インソール圧力スイッチ等）からのデータと統合され、ロバストな制御が保証される。多関節低レベル制御戦略は、各関節において局所的に精密制御を行なう必要なしに制御され得る減少したパラメータセットを提供する。むしろ、制御は、少なくとも一部は、各筋群への補助のレベルが、歩様ケイデンス、歩幅、（斜面歩行による）関節角度オフセット、および他の関節レベル変数に対してロバストであることを保証するように、すべての関節にわたって互いに最適化される。この制御戦略はさらに、筋群毎のエネルギ関連の歩様期（たとえば水平歩行時の足関節のための前方推進、上り坂歩行時の股関節伸展の初期、等）の間にのみ、適時の補助の供給を保証する。重要なことに、このアプローチは、下層の生物学的筋肉の活動を監視する必要なしに、患者または着用者の障害（もしくは補助のニーズ）の深刻度および所望の運動に基づいて、患者または着用者に適切なレベルのエネルギ注入を提供する。
【００７１】
図２Ａ（右下）は、一例として、各筋群に与えられる補助をケイデンス、歩幅、または他の関節レベルの変数に適合させるように構成される多関節低レベルコントローラ２５０に入力されるセンサ１２０のデータ（たとえばＦref）を示す。このように、エネルギ注入は、所望の運動について適切な時間およびレベルで提供される。コントローラ２５０はしたがって、着用者の動作によって受動的に発生する補助的な可撓性スーツ１００内の張力を、１つ以上のアクチュエータ１０５を介してエネルギの追加を開始すべきトリガとして有利に利用することができる。センサ１２０（たとえば歪みセンサ、軟関節角度センサ、フットスイッチ、ＩＭＵＳ、ジャイロ等）からのデータを用いて歩様周期を正確にセグメント化し、歩様周期中のタイミングに基づいて補助を提供し、着用者と同期するだけでなく、着用者の意思に応答して補助を提供することができる（すなわち意思に基づく制御戦略）。歩様を動的に特徴付けるための張力測定の使用は、運動の変化にロバストに適合する、単純で信頼性の高い制御戦略を提供する。
【００７２】
図２Ｂは、一歩様周期についての股関節作動（「股関節スーツ」）、特に股関節屈曲指令力を提供するように構成される補助的な可撓性スーツ１００についての力軌道の説明を示す。図２Ｂは屈曲時の股関節について標準化されたトルクプロファイルを示し、能動的な係合が歩様周期の約３５％〜７５％の間にあり、ピーク力は約１３０Ｎである。本概念の少なくともいくつかの局面において、関節毎に正規化された基準力軌道が予め定められ、物理的なコンピュータ読取可能な媒体に保存され、（たとえばフットスイッチによって得られた）ステップ周波数に応答して制御アルゴリズムスケーリングによってリアルタイムで適合される。
【００７３】
補助的な可撓性スーツ１００作動プラットフォームは、体重アンローディングを提供することなく、着用者の生物学的関節のトルクと一致することが必要とされるトルクの１００％を供給可能であるが、補助的な可撓性スーツによって提供される補助のレベルは特定の着用者のニーズに合わせて有利に調整される。たとえば、少なくとも一局面において、補助的な可撓性スーツは、供給すべき関節が必要としている全トルクの約１５％のみを提供するように制限される（たとえば小から中レベルの補助）。図２Ｂは、片脚のヒールストライクで始まる同じ脚の次のヒールストライクまでの歩様周期についての歩行時に足関節および股関節に必要なトルクを示す。股関節力が図２Ｂのプロット２４２に示されており、指令される股関節伸展力がプロット２４０（歩様の左右部分）として示されており、指令される股関節屈曲力がプロット２４１（歩様の中心部分）として示されている。図２Ｂの中央には、指令される足関節力がプロット２４３によって示されており、足関節力がプロット２４４によって示されており、１５％足関節力がプロット２４５によって示されている。力プロファイルは、特定のバージョンの足関節および股関節の補助的な可撓性スーツ１００のモーメントアームによって除算され、それらの振幅の１５％にスケーリングされた、標準化された関節トルクプロファイルである。一例として、８０ｋｇの着用者については、これによって、足関節足底屈および股関節屈曲についてそれぞれ２４０Ｎおよび１３０Ｎのピーク力が生じる。これらの力の値は説明のためであり、補助的な可撓性スーツについての制限値ではない。図２Ｂの足関節足底屈／股関節屈曲についての力プロファイルは、下のプロットにおいて、スーツが両関節に同時に影響するため、股関節および足関節が組合されることを示す。本明細書中に記載される例では、足関節を作動させつつ間股関節を妨げることを回避するために、足関節について指令される力プロファイルは、図２Ｂの下部に示されるように、印加力が両関節に役立つ点（歩様周期の約３５％）で開始する。
【００７４】
補助的な可撓性スーツ１００の力制御は、本概念の少なくともいくつかの局面において、力を入力として用いる位置に基づくアドミッタンスコントローラを用いて実現される。制御される力パルスを提供することに加えて、システムは、着用者の動作を追跡することによって補助的な可撓性スーツ１００を着用者にとって透過的にするのにも十分な可撓性を有し、これは、単にアクチュエータの動作を停止する（たとえばボーデンケーブル伝達システムを利用する構成においてボーデンケーブルを弛ませる）ことを超える高度な技術である。このアプローチは旧来の剛性外骨格を用いて実現することは不可能である。その理由は、着用者は、電圧の低下または電力損失が起こった場合、再び自由に歩くことができるようにするためにシステムを取外さなければならないからである。さらに、ゼロ力モードの場合、ボーデンケーブルのケーブル移動を用いて関節角度を推定し、システム、着用者および／または医療提供者が使用する貴重なデータを提供することができる。
【００７５】
図２Ｃは、スーツが図２Ｃのプロットにおいて能動または作動モード（約２秒よりも前）から２秒マークの直後の動作停止または透過モードに移行する時の、1．２５ｍ／ｓでの被験者による歩行の４つの歩様周期中の足関節足底屈（上）および股関節屈曲（下）について（すなわち命令力）についてのアドミッタンスコントローラ力試験を示しており、コントローラは足関節足底屈および股関節屈曲に対して動作する（すなわち指令力）。図２Ｃの各プロットでは、コントローラは２つの歩様周期にわたって補助を提供した後、システムが着用者を追跡して着用者に力が印加されないことを保証する（たとえば測定力がほぼ約０Ｎである）「透過」モードに切換わる。示されるような透過モードは、従来の剛性外骨格では、その大きい慣性のために不可能である。
【００７６】
図２Ｄは、特に、足底屈および足関節ローリングが弱い下垂足歩行を示す不全片麻痺の脳卒中患者の歩様非対称性の例を示す。股関節、膝関節および足関節についての運動学は、麻痺脚の可動域の減少を示している。中央のプロットでは、床反力（ＧＲＦ）は、麻痺脚についてのプッシュオフの低下および時間の減少を示す。図２Ｄの右側には、スタンス期間およびストライド期間における明らかな非対称性が、不自由な脚（左）と健全な足（右）との間で、ＧＲＦからの不自由な脚のプッシュオフの欠如、ならびに股関節、膝関節および足関節の可動域の減少として示されており、後者はスイング期中の下垂足の徴候も明らかに示している。
【００７７】
図２Ｅは、トレッドミル上を歩行している間の、かつオフボード作動システム（たとえば図１Ｄの参照番号２００参照）を用いて力を印加している間の、補助的な可撓性スーツを着用している脳卒中患者のパイロットセッションから得られたデータの例を示す。図２Ｅは、足関節背屈および足底屈に補助を提供するように構成される補助的な可撓性スーツ１００の実施形態を表わす。図２Ｅの左のイメージは、不自由な脚と健全な脚との間の歩様対称性の向上、およびスタンス期間の減少（ストライド長の増加）を示す。健全な脚と不自由な脚との間のベースライン差は１２．１％であると示されているのに対して、補助的な可撓性スーツがアクティブ状態である時の健全な脚と不自由な脚との差はわずか８．１％であると示されており、４％向上している。図２Ｅの右側のイメージは代償的な歩様（股関節分回し運動）の大きな減少を示しており、これは不自由な脚上の足の重心（ＣＯＭ）の横移動の減少によって実証されている。
【００７８】
上記、および以下のより詳細な説明に鑑みて、本概念は、個人の可動性を高めるように個人に特別に適合され得る補助的な可撓性スーツ１００を含む。補助的な可撓性スーツ１００は、使用のために選択され（たとえばモジュールからモジュール構造として組立てられる、患者に特有のカスタムスーツとして設計される、特定の病気または必要な補助に全体的に適合された「既成の」スーツ、等）、特定の時間に（すなわちニーズは時間とともに変化し得る）能動的および／または受動的な、特定の個人のニーズにふさわしい、構成要素およびシステム（たとえば１本の肢、複数の肢、単関節、多関節、等）を利用してその個人に最適化される。
【００７９】
次に図３Ａおよび図３Ｂを参照して、着用者の動作を助けるための、全体的に３００で示される、代表的な補助的な可撓性スーツが示される。一般に、補助的な可撓性スーツ３００は、歩行、走行、ジャンプ、上り（たとえば段差もしくは階段の上り）、下り（たとえば段差もしくは階段の下り）、座り込み（たとえば椅子への座り込み）、起立（たとえば椅子からの立ち上がり）などの哺乳類の移動に能動的な補助を提供するアクチュエータおよび制御システムと組合されて用いられる矯正装置として実現され得る。剛性の外部骨格支持部および剛性のリンク機構要素を利用する現代の外骨格系とは対照的に、図３Ａおよび図３Ｂの機械化された補助的な可撓性スーツ３００は、軽量アクチュエータおよびセンサ装置と組合されたコンフォーマル可能材料および伸縮性ファブリックを利用し、たとえば、剛性外骨格装置に関する制限を緩和する。補助的な可撓性スーツ３００は、示されるように、耐荷重外骨格を有さず、むしろ、着用者の生物学的骨格に依存して力の印加および荷重の移動を補助する。しかし、たとえば、高レベルの力の印加を必要とする場合、または着用者の生物学的骨格が全荷重に耐えることができないか耐えるべきでない場合は、可撓性スーツ３００を軽量の剛性または半剛性骨格系と組合せてハイブリッドシステムを作ることが望ましい場合がある。他の図示される例のいくつかとは外観が異なるが、補助的な可撓性スーツ３００は、明示的に放棄されるか、またはそうでなければ論理的に禁止されない限り、単独でまたはいずれかの組合せで、本明細書中に開示される他の補助的な可撓性スーツに関して開示される特徴、オプション、および選択肢のいずれかを取り得る。
【００８０】
図面に示される代表的な実施形態を引き続き参照して、補助的な可撓性スーツ３００は、着用者の体３０１に装着され、着用者の体３０１の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成される１つ以上のサスペンションアンカー（本明細書中では「アンカー要素」とも称される）を含む。図示されるサスペンションアンカーの各々は、アクチュエータによって発生する反力の方向を変え、着用者の体上の１つ以上の「アンカー点」で放散させる。肩および／または股関節の腸骨稜などであるがこれらに限定されない、これらの指定アンカー点は、アクチュエータによって発生する荷重の系統的な印加をより容易に支持することがわかっている。一般的に言えば、アンカー点は、印加される大きな垂直のまたはほぼ垂直の反力に耐え得る皮膚の表面におけるまたはその近くの大きい骨ばったランドマークを特徴とし得る（たとえば、股関節では、腸骨稜領域の上部で支えられる下方を向いている荷重が、股関節の側部に沿って支えられるせん断力よりも好ましい）。非限定的な例として、脹脛スリーブ３０２の形態の第１のサスペンションアンカーは、補助足の上方で着用者の下腿の脹脛（腓腹筋）および脛骨（前脛骨筋）の部分に結合する（たとえば周りに延び、１つ以上のフックおよびループストラップを介して円周方向に取付けられる）。脹脛スリーブ３０２は、下腿の部分の中でもとりわけ、反力を支持するための耐荷重アンカー点として腓腹筋の稜に係合する。加えて、大腿スリーブ３０４の形態の第２のサスペンションアンカーが、補助足の上方で着用者の上腿の大腿（四頭筋およびハムストリング）の部分に結合する（たとえば巻付いて、１つ以上のフックおよびループストラップを介して円周方向に取付けられる）。大腿スリーブ３０４は、作動力を股関節から下向きに大腿に沿って脹脛および／または足に案内して位置合わせするための、大腿上の支持点を提供する。大腿のテーパー形状のおかげで、大腿を、スリーブ３０４に印加される張力に応答して大腿スリーブ３０４の上向きの移動を防止するかそうでなければ最小限に抑える支持点として用いることができる。腰ベルト３０６の形態の第３のサスペンションアンカーが、着用者の腰（骨盤）に結合する（たとえば巻付いて、１つ以上のフックおよびループストラップを介して円周方向に取付けられる）。腰ベルト３０６は、反力を支持するための耐荷重支持部材またはアンカー点として骨盤ガードルの上外側腸骨稜の上に延びる。腰ベルト３０６を腰の細い部分で着用者の体３０１にぴったりと密着させることによって、その接合部における体３０１の自然な特徴がベルトを所定位置に維持するのに役立つ。
【００８１】
補助的な可撓性スーツ３００は、図面に示される３つよりも多いまたは少ないまたは代替のサスペンションアンカーを含むことも考えられる。たとえば、補助的な可撓性スーツ３００は、第１のサスペンションアンカー３０２によって着用者に足底屈および背屈補助を依然として提供しつつ、第２のおよび／または第３のサスペンションアンカー３０４，３０６を除去してもよい。あるいは、第１のサスペンションアンカー３０２を、たとえば、第２および第３のサスペンションアンカー３０４，３０６によって股関節屈曲および／または伸展補助を提供するように設計される実施形態について除去してもよい。さらに別のオプションとして、第３のサスペンションアンカー３０６を、たとえば、膝関節屈曲および／または膝関節伸展補助を提供するように設計される実施形態について除去してもよい。随意に、補助的な可撓性スーツ３００は、反動的な荷重分散のための付加的なアンカー点を提供する肩ストラップを利用してもよい。
【００８２】
所望のアクチュエータからの反力は、非屈曲の線および非伸展の線に沿ってアンカー点の１つ以上に向けて方向が変えられ得る。これは、たとえば、所望の作動点からの非伸縮性または実質的に非伸縮性のコネクタ（本明細書中では「接続要素」とも称される）のマトリックスを介して達成され得、これによって、力の方向を１つ以上のアンカー点で終了するように変えつつ、正常な可動域中に安定性が維持される。示される例によると、脹脛スリーブ３０２は第１の（外側）ストラップ３０８Ａおよび第２の（内側）ストラップ３０８Ｂを介して大腿スリーブ３０４に結合される。示されるように、外側および内側ストラップ３０８Ａ、３０８Ｂは互いに概して平行であり、両方とも、関連の膝関節の屈曲／伸展を妨げることなく着用者の脚の長さに沿って直線状に延びる。これに関して、着用者の上腿の大腿直筋に沿って下向きに延びる第１の（前側）フラップ３１０が腰ベルト３０６を大腿スリーブ３０４に結合し、大腿スリーブ３０４は次にストラップ３０８Ａ，３０８Ｂを介して腰ベルト３０６を脹脛スリーブ３０２に接続する。補助的な可撓性スーツ３００は、さまざまなサスペンションアンカーを互いに結合するためのより多いまたは少ないまたは代替の手段を含むことが考えられる。たとえば、ケーブル配線および／またはウェビング構造を用いて、脹脛スリーブ３０２を大腿スリーブ３０４に接続するか、または腰ベルト３０６を大腿スリーブ３０４に接続してもよい。
【００８３】
望まれる場合、付勢事前張力が関節に補助モーメントを加えるように、１つ以上の接続要素が当該関節にわたって事前に張力を印加されてもよい。随意に、着用者または臨床医が、補助的な可撓性スーツ３００上の選択場所における事前張力のレベルを選択的に増加または減少させてもよい。この選択的な事前張力印加修正の特徴は、（たとえば１つ以上の接続要素の機能的長さを調節することによって）チャネルに沿って張力を調節するように構成される機械または電気機械張力印加装置によって制御される、１つ以上の独立チャネル（たとえばスーツ全体ならびに／または左／右および／または前／後用の独立制御）を含んでもよい。受動的なシステムについては、可撓性スーツシステムは、補助力を能動的に発生させるためのアクチュエータを省略してもよい。
【００８４】
図３Ａおよび図３Ｂを引き続き参照して、補助的な可撓性スーツ３００はさらに、選択的に発生するモーメント力が足関節の周りに印加されることによって着用者の歩様の１つ以上のセグメントを補助できるように着用者の足に係合する接続要素を含む。示される例によると、引張力が着用者の足の（たとえば踵骨領域におけるもしくはそれに隣接した）後足セグメントおよび／または（たとえば中足骨領域におけるもしくはそれに隣接した）前足セグメントに伝達され得るように、足モジュール３１２（本明細書中では「足アタッチメント要素」とも称される）が、着用者の補助足に隣接して、または補助足の周りに、または示されるように補助足の上に装着されるように構成される。示されるように、足モジュール３１２は着用者の靴３０３の中に収まり、着用者の足の１つ以上の部分に適合する。そのいくつかが上記または下記に示されて詳細に説明される代替の構成では、着用者の靴３０３に取付けられるかその一部として作製される足モジュールが利用される。このモジュールを用いて、補助的な可撓性スーツ３００は、股関節（腰ベルト３０６を介して）、上腿（大腿スリーブ３０４を介して）、または下腿（脹脛スリーブ３０２を介して）と足モジュール３１２との間に張力が印加されるか事前に張力が印加され、以下により完全に記載されるように、歩様周期中の指定された時間に足関節に有益な足底屈モーメントまたは背屈モーメントを生じさせ得る。
【００８５】
被験者の歩様周期における二足歩行を補助するために、予め指定された時間に足の１つ以上の選択場所を能動的に引張る（または押す）ことによってプッシュオフ期および／またはスイング期中に移動パワーを高める１つ以上の能動構成要素が、補助的な可撓性スーツに追加され得る。（たとえばその遠端が）足モジュール３１２に取付けられ、（たとえばその近端が）サスペンションアンカー３０２，３０４，３０６の少なくとも１つに取付けられるアクチュエータ３１４は、足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能である。いくつかの実施形態ついては、アクチュエータ３１２の駆動する端（たとえばハウジング）は反力を再分配するために腰ベルト３０６または大腿スリーブ３０２に装着され、アクチュエータ３１２の駆動される端（たとえばアタッチメントケーブル、ストラップ、またはピストンロッドの端）は足モジュール３１２に取付けられる。アクチュエータは、モータ駆動式のボーデンケーブル、空気圧人工筋肉（ＰＡＭ）、デュアルアームツイステッドストリングアクチュエータ、スプール型ストリングアクチュエータ、圧電アクチュエータ、電気活性材料（たとえば形状記憶合金およびポリマー）等の、さまざまな公知の形態のいずれかを取り得る。いくつかの実施形態では、クラッチが構成要素（たとえば弾性部材、アクチュエータ、ダンパ等）に係合するおよび／または当該要素を解放するために利用される。随意に、大腿スリーブ３０２は、（たとえば正常歩行時に）足モジュール３１２に印加される引張力が足関節の周りに有益なモーメントを生じさせ、自然な筋肉によって動かされる動作を補うように、非弾性部材（たとえばケーブル、ストラップ、ピストン、ドローストリング等）または弾性部材（たとえば編組ナイロン、ショックコード等）によって足モジュール３１２の踵接続要素に接続され得る。代替の構成では、アクチュエータは、以下により詳細に展開されるように、可動カート、隣接する支持プラットフォームに装着されるか、またはそうでなければ補助的な可撓性スーツ３００の近位に位置決めされる。
【００８６】
アクチュエータ起動を変調して着用者の歩様周期と同期させる検知装置が有利に用いられる。上記の例を続けて、図３Ａに概略的に３１６で示される１つ以上のセンサ（本明細書中では「検知要素」とも称される）が、着用者の補助足の上にまたはそれに近接して装着される。各上記センサ３１６は、着用者の少なくとも１つの歩様特性を検出し、それを示す信号を出力するように動作可能である。歩様特性は、二足歩行時の片脚もしくは両脚および／または片足もしくは両足の運動のパターンと関連付けられる変数またはパラメータを含み得る。特性は、足が地面に接触しているスタンス期、および足が持上げられて前方に移動しているスイング期の中のどこかから、またはこれらの期間同士の間で区分けされ得る。これは、ヒールストライク、フラットフット、トゥオフ、および／またはスイングと関連付けられる期間、長さ、対称性、および／または頻度測定を含み得る。各上記センサ３１６は、フットスイッチ、ジャイロスコープ、慣性トランスデューサ、加速度計、フットストライクセンサ、関節角度センサ等を、単独でまたはいずれかの組合せで含み得る。監視される変数は、センサによって電子データ信号に変換されると、処理のために中央処理装置（ＣＰＵ）またはコントローラ３１８に出力され得る。非限定的な例として、アクチュエータ３１４のコネクタ要素の近位の足モジュール３１２にまたはこれに隣接して装着される力センサによって引張力が検知され、これらの力が（たとえばいくつかの運動周期にわたって）コントローラ３１８によって監視および評価されて歩様周期が推定される。コントローラ３１８は、２、３以上の運動周期にわたって、または作動を可能にするユーザによる指示の後に、アクチュエータ３１４に漸進的に係合する／アクチュエータ３１４を解放する。あるいは、ＣＰＵ３１８は、特定の種類の着用者（たとえばすべての７０番目のパーセンタイルの男性）について予め定められたデフォルトパターン、着用者からの手動入力、臨床医からの手動入力、またはそれらの組合わせなどの、他のフィードバックに基づいて歩様パターンを推測してもよい。ＣＰＵ３１８は、特定の人物が補助なしでどのように歩行するかを学習し、その後、歩様がどのように変化するかを見るために補助を印加し、次に適切に調節し得る。
【００８７】
補助的な可撓性スーツシステムのさまざまな能動構成要素は、本明細書中では一般にコントローラ（たとえばマイクロコントローラ、マイクロプロセッサ等）とも称される、１つ以上のプロセッサ（たとえばＣＰＵ、分散型プロセッサ等）によって制御される。コントローラ、マイクロコントローラまたは中央処理装置（ＣＰＵ）３１８は、センサ３１６およびアクチュエータ３１４に通信可能に接続される。本明細書中で用いられるＣＰＵ３１８は、スーツ３００に常駐している（オンボード）および／またはスーツ３００の外部に分散している（オフボード）ハードウェア、ソフトウェア、および／またはファームウェアのいずれかの組合せを含み得る。ＣＰＵ３１８は任意の好適なプロセッサを含み得る。一例として、ＣＰＵ３１８は、マスタープロセッサ、スレーブプロセッサ、および二次または並列プロセッサを含む複数のマイクロプロセッサを含む。ＣＰＵ３１８は一般に、本明細書中に開示されるさまざまなコンピュータプログラム製品、ソフトウェア、アプリケーション、アルゴリズム、方法および／または他の処理のいずれかまたはすべてを実行するように動作可能である。ＣＰＵ３１８はメモリデバイスを含んでもよいし、または揮発性メモリ（たとえばランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）もしくは複数ＲＡＭ）および不揮発性メモリ（たとえばＥＥＰＲＯＭ）を含み得るメモリデバイスに結合されてもよい。コントローラ３１８は、センサ３１６によって出力される歩様特性信号を分析し、分析した信号に少なくとも部分的に基づいて、アクチュエータ３１４を選択的に作動させて足モジュール３１２に引張力を印加することによって着用者の足関節の周りにモーメントを発生させ、着用者の補助足の足底屈または背屈、または両方を補助する。この構成では、補助的な可撓性スーツ３００は歩様周期中に腓腹筋と平行に作動し、足関節における補助を提供する。たとえば、遠位筋は典型的に脳卒中被害者において最も重度に損なわれているため、かつ、足関節の弱化に対処することが膝関節および股関節に対して好ましいカスケード効果を有することがわかっているため、足関節における集中した補助が提供される。ＣＰＵ３１８を介して全体的にまたは部分的に実現され得る補助的な可撓性スーツ３００を使用するための方法、および当該スーツ３００を制御するための方法を以下にさらに詳細に展開する。
【００８８】
随意に、アクチュエータ３１４が（たとえばその駆動する端が、等）腰ベルト３０６に装着されるか他の方法で結合され、かつ大腿スリーブ３０４に取付けられる構成については、コントローラ３１８は、アクチュエータ３１４を選択的に作動させて大腿スリーブ３０４と腰ベルト３０６との間に張力を発生させることによって歩様時に着用者の股関節伸展／屈曲を補助するように動作可能である。補助的な可撓性スーツ３００内のアクチュエータ３１４によって生じる引張力は、腰ベルト３０６から後側の大腿領域を下向きに、接続ストラップ３０８Ａ，３０８Ｂと概して平行に、膝関節を横切って大腿スリーブ３０２へ、そして足モジュール３１２の踵ストラップへと下向きにルーティングされ得る。この引張力は、股関節内に補助的なモーメント力を生じさせて股関節伸展を助け得る。この引張力はさらに、足関節内に有益なモーメントを生じさせ、そこで背屈を補助し、所望であれば、次に足底屈を補助し、足を前方向にプッシュオフさせ得る。
【００８９】
上述の補助動作は主に足関節および股関節動作について矢状面の内部である（すなわち矢状面と概して平行である）と開示されているが、可撓性スーツによって発生する補助動作は他の平面内に提供されてもよい。少なくともいくつかの局面に従うと、補助スーツは、矢状面内で、および／または１つ以上の他の平面内で（同時にまたは独立して）体上にトルクまたは他の補助力を供給するように構成される。たとえば、補助スーツには、足アタッチメント要素（たとえば図８の足モジュール８１２）の前および／もしくは後ろに内側および外側アクチュエータ取付ループが、または他の取付点（たとえば大腿、脛等）上により多くの内側およびより多くの外側アクチュエータアタッチメント要素が設けられ、矢状面に対して平行なまたは傾斜した平面に沿って引張力を印加し得る。そのような取付によって、スーツは、前額面上で（たとえば非矢状面内に）安定して結合された補助を（たとえば矢状面内に）提供することができる（内側外側トルク）（Such attachments allow the suit to deliver assistance (e.g., in the sagittal plane) coupled with stabilization (e.g., in a non-sagittal plane) on the frontal plane (medial lateral torque).）。一般に、補助スーツは引張力を用い、矢状面または前額人間関節面と同一平面上にあるが、２つの構成要素を組合せる別の平面上に意図的に位置合せされる関節トルクを供給するように構成され得る。
【００９０】
片脚の動作を補助するための片側矯正装置として当初は開示されたが、補助的な可撓性スーツ３００は、移動時に着用者の両脚を補助するための両側矯正装置として構成されてもよい。そのような構成については、補助的な可撓性スーツ３００は、着用者の第２の足の上にまたはそれに隣接して装着され、引張荷重を第２の足の後足セグメントおよび／または前足セグメントに伝達する第２の足モジュール３２０を含む。単一の両側作動装置を用いて両足モジュール３１２，３２０を駆動することもできるが、随意の第２のアクチュエータ３２２が腰ベルト３０６などのスーツのサスペンションアンカーの少なくとも１つに、および付加的な足モジュール３２０に取付けられてもよい。この付加的なアクチュエータ３２２は、引張力を第２の足モジュール３２０に伝達するように選択的に作動可能である。そのように望まれる場合、スーツ３００には付加的なサスペンションアンカーが設けられてもよく、これに第２のアクチュエータ３２２が作動的に装着されてもよい。非限定的な例として、第２の脹脛スリーブ３２６の形態のサスペンションアンカーが、対応する補助足の上方で着用者の下腿の部分の周りに延び、１つ以上のフックおよびループストラップを介して（たとえば円周方向に、等）取付けられる。第２の大腿スリーブ３２８の形態の別の随意のサスペンションアンカーが、対応する補助足の上方で着用者の上腿の部分に巻付いて、（１つ以上のフックおよびループストラップを介してたとえば円周方向に）取付けられる。容易に明らかになるべきであるように、第２の脹脛スリーブ３２６および大腿スリーブ３２８は、上述のように、構造、動作、ならびに脹脛スリーブ３０２および大腿スリーブ３０４への接続性の点で、同一または実質的に同一であってもよい。
【００９１】
第２のアクチュエータ３２２の起動を変調して着用者の歩様周期と同期させる検知装置が用いられる。構成によっては、センサ３１６がこの機能性を提供してもよく、または、随意に、第２のセンサ３２４が、第２の足および／または脚に関連する着用者の１つ以上の歩様特性を検出し、それを示す信号を出力するように設けられてもよい。上述のセンサは、本明細書中に開示される、またはその他の方法で公知の検知装置のさまざまな形態のいずれかを取り得る。この実現例では、システムコントローラまたはＣＰＵ３１８は、第２のアクチュエータ３２２およびセンサ３２４に通信可能に接続される。ＣＰＵ３１８は、第２のセンサ３２４によって出力される歩様特性信号を分析し、この分析に少なくとも部分的に基づいて、第２のアクチュエータ３２２を選択的に作動させることによって第２の着用者の足の足底屈または背屈、または両方を補助するようにプログラムされる。随意に、コントローラ３１８は、アクチュエータ３３２２を選択的に作動させて大腿スリーブ３２８と腰ベルト３０６との間に張力を発生させることによって歩様時に着用者の第２の脚の股関節伸展／屈曲を補助するように動作可能である。
【００９２】
図３Ｃは、図３Ａおよび図３Ｂの脹脛スリーブ３０２の背面図を提供する。フックおよびループ締結ストラップの十字形構成、すなわち第１および第２のドローストラップ３３０Ａおよび３３０Ｂが、図３Ｂに３３２で示される、細長く垂直に方向付けられた中心（脛）部材の両側から突き出ている。脛部材３３２は、着用者の下肢長に接して位置し、部材３３２が着用者の脛骨と概して平行であるように脚の長さに沿って縦方向に延びている。第１および第２のドローストラップ３３０Ａおよび３３０Ｂは、締付けられると、当該ストラップが補助足の上方で脹脛スリーブ３０２を着用者の下腿に円周方向に取付けるように、着用者の脹脛の周りに引寄せられて脹脛を取囲む。脹脛スリーブ３０２は、脚の後部でＶコネクタストラップ３３４を介して、直接的に（たとえばユーザの履物の内部で、ソックスまたは裏地と履物の内面との間で）または間接的に（たとえば履物を介して）踵アタッチメントまたアンカー要素に接続される。随意の構成は、脛骨および脹脛に巻付いて、よりコンフォーマルで快適なフィット性を提供するように構成される、脹脛圧縮スリーブと同様の性質の、細長く全体的に円筒形の弾性ラップを含み得る。そのような構成については、複数対のフックおよびループ締結ストラップが弾性ラップに取付けられ、（たとえば互いに部分的に重なる関係で、等）取付けられるように構成されることによって、脹脛スリーブの安定性および取付強度を高め得る。下腿を取囲み、着用者の脹脛の少なくとも上部の周りの円周方向の張力を増加させる調節可能なストラップが設けられてもよい。
【００９３】
次に図３Ｄを参照して、図３Ａおよび図３Ｂに最初に提示された腰ベルト３０６の斜視図が示されている。本開示のいくつかの実施形態に従うと、腰ベルト３０６は、第１の（前側）フラップ３１０および第１の接続ベルトストラップ３３７に統合された第１の（上側）チャップ３３６を含む。腰ベルト３０６の一部として、内側の第２の（前側）フラップ３４０および第２の接続ベルトストラップ３３９に統合された第２の（下側）チャップ３３８もある。第１および第２のチャップ３３６，３３８の近端は腰椎パッド３４０の後部に取付けられる。図３Ｄに例示される腰ベルト３０６を着用するためには、腰椎パッド３４２を着用者の背中の下側脊椎領域に当て、第２の接続ベルトストラップ３３９を骨盤（右腸骨上で）の周りにかけて上側チャップ３３６のベルトスロット３３５に通してから、チャップ３３６の上側の補完的なフックおよびルックパッチ（図示せず）と嵌合するストラップ３３９の下側のフックおよびルックパッチ（図示せず）を介して所定位置に締結する。第２のベルトストラップ３３９を所定位置に固定する前に、それと同時に、またはその後に、第１のベルトストラップ３３７を（左腸骨上で）骨盤の周りにかけてから、チャップ３３８の上側の補完的なフックおよびルックパッチ（図示せず）と嵌合するストラップ３３７の下側のフックおよびルックパッチ（図示せず）を介して所定位置に締結する。代替の構成については、ベルトストラップ３３７，３３９は、腰ベルトを上外側腸骨稜上で着用者の腰の周りに締結可能なバックルまたは他の接続手段を介して遠端で接合されてもよい。腰ベルト３０６は、補助的な可撓性スーツ３００のさまざまな構成要素部分が、垂直荷重下で意図せず引下げられること、および／または、たとえば、大腿スリーブを腰ベルトに取付ける接続要素の角度の結果である水平荷重のために骨盤領域上を滑ることを防止する。片側の適用について実現される場合、使用されない前側大腿フラップ（たとえばフラップ３４０）は、（図３Ａに見られるように）巻上げられて腰ベルトバンドにしまい込まれるか、または他の方法で腰ベルトバンドに取付けられてもよい。
【００９４】
図３Ｅには、大腿スリーブ３０４、第１および第２のストラップ３０８Ａ，３０８Ｂ、ならびに脹脛スリーブ３０２のＶコネクタストラップ３３４が示されている。大腿スリーブ３０４は、後側カフ３０７に接続される逆さのＶ字形のコネクタセグメント３０５の間で強化されるパワーメッシュインサート３０３によって規定される切頭円錐形状を有する。（図３Ａおよび図３Ｂに見られるように）着用者の四頭筋の一部の上に存在するパワーメッシュインサート３０３は、補助的な可撓性スーツ３０４の動作時の滑りを防止するのに役立ち、スリーブの後部で少量の力を吸収する。コネクタセグメント３０５は、大腿スリーブ３０４を（たとえば噛合いフックおよびループ締結パッチを介して）前側フラップ３１０によって腰ベルト３０６に取付けるように動作する。一方、後側カフ３０７は、臀部の運動を妨げることなく、着用者の上腿の後部に（たとえばハムストリング筋群上に）巻付く。Ｖコネクタストラップ３３４は、腓腹筋の稜の真上で締付けられて付加的な支持を提供し得る、円周方向に調節可能な脹脛カフ３３５を含む。調節可能な脹脛カフ３３５上の随意のパワーメッシュインサート３３７は滑りを防止するのに役立ち、力を吸収する。
【００９５】
次に図３Ｆを参照して、脹脛スリーブ３０２の底部に位置するＶコネクタストラップ３３４Ａ（または「足底屈モジュール」）の調節可能な構成が示されている。Ｖコネクタストラップ３３４はツーウェイの調節可能ストラップ３５０を含み、ストラップ３５０は、両端においてそれぞれ１対のバックル３５２Ａおよび３５２Ｂを介してストラップ３０８Ａ，３０８Ｂに調節可能に接続される。ツーウェイの調節可能ストラップ３５０の両端に縫込まれた調節可能なタグ３５４Ａおよび３４２Ｂによって、長さの調節、および脹脛スリーブ３０２のための取付点の内側−外側位置決めに対する制御が可能となる。ツーウェイの調節可能なストラップ３５０の基部には、たとえばロードセルおよびボーデンケーブルシースに接続するように構成される金属バックルがある。足底屈支持をより内側に提供することが望まれる場合、ツーウェイの調節可能ストラップ３５０はバックルを脹脛の内側に動かすように調節され得、外側の補助については、その反対が行なわれ得る。
【００９６】
図面の図４Ａおよび図４Ｂには、補助的な可撓性スーツ３００にための、全体的に４０４で示される代替の脹脛スリーブアーキテクチャが提示されている。上述のように、外観は異なるが、脹脛スリーブ４０４は他方の脹脛スリーブ構成について本明細書中に記載される特徴、オプションおよび代替肢のいずれかを取り得、逆もまた同様である。脹脛スリーブ４０４（「背屈モジュール」または「フィッシュボーンモジュール」とも称される）は、両側から第１および第２のリブセット４０８および４１０がそれぞれ突き出ている中心胸骨４０６を含む。リブセット４０８，４１０の各々の中には、２つ以上の（たとえば図示される例では３つの）水平に方向付けられ、垂直方向に間隔を空けられたリブ４０９および４１０がそれぞれ存在する。この特定の設計では、第１のリブセット４０８の垂直方向に間隔を空けられたリブ４０９は、リブ４０９の近端が中心胸骨４０６を介して互いに接続されており、リブ４０９の遠端が第１のウェビング４０５を介して互いに接続されている。同じように、第２のリブセット４１０の垂直方向に間隔を空けられたリブ４１１は、リブ４１１の近端が中心胸骨４０６を介して互いに接続されており、リブ４１１の遠端が第２のウェビング４１５を介して互いに接続されている。脹脛スリーブ４０４をアクチュエータに（たとえばボーデンケーブルシースコネクタに）、かつ、随意に、センサに（たとえば力トランスデューサのハウジングに）接続するために、胸骨４０６の基部に補強取付ループ４１２が設けられている。取付ループ４１２によって提供される、さらに締付けられた接続点は、たとえば、特に身長がより低い被験者について、ケーブル移動距離を最適化するのに役立つ。脹脛スリーブ４０４の中心胸骨４０６は、（図３Ａおよび図３Ｂに示される構成と同様に）補助足の上方で着用者の腸骨の上で腸骨に接するように構成される。脹脛スリーブ４０４の胸骨４０６が適切に位置決めされると、第１および第２のリブセット４０８および４１０は、着用者の脹脛の後部に巻付いて、たとえば嵌合フックおよびループ締結パッチ４０７および４１３を介して互いに取付けられるように、サイズ決めされて成形される。図４Ａは閉じた状態の一片のフィッシュボーン脹脛スリーブモジュール４０４を示し、図４Ｂは開いた状態の脹脛スリーブモジュール４０４を示す。この特定の構成は、快適性の増加および脱ぎ着性の向上を提供する。
【００９７】
図５には、図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツ３００のための、全体的に５０４で示される、別の随意の脹脛スリーブアーキテクチャが示されている。開放端リブ型の背屈モジュールと考えられる図５の脹脛スリーブ５０４は、両側から第１および第２のリブセット５０８および５１０がそれぞれ突き出ている中心胸骨５０６を含む。図４Ａおよび図４Ｂに提示される構成と同様に、図５の各リブセット５０８，５１０は、少なくとも２つの（たとえば図示される例では３つの）水平に方向付けられ、垂直方向に間隔を空けられたリブ５０９および５１１をそれぞれ含む。図４Ｂに示される脹脛スリーブ４０４とは異なり、各リブセット５０８，５１０内の垂直方向に間隔を空けられたリブ５０９，５１１は、その遠端がそれぞれのウェビングによって互いに接続されていない。中心胸骨５０６には、脹脛スリーブ５０４をアクチュエータに、かつ、随意にセンサに接続するための、図４Ａおよび図４Ｂの補強取付ループ４１２と同様の、補強取付ループ５１２が設けられている。脹脛スリーブ５０４の中心胸骨５０６は、補助足の上方で着用者の腸骨の上で腸骨に接するように設計される。スリーブ５０４の胸骨５０６が着用者の腸骨上に適切に位置決めされると、各リブ５０９，５１１は、着用者の脹脛の後部に独立して巻付いて、たとえば嵌合フックおよびループ締結パッチを介して他方のリブセット内の補完リブに取付けられるように構成される。ストラップ５０９，５１１の独立した調節可能性によって、より多種多様な腓腹筋組織によりコンフォーマルにフィットすることが可能となる。
【００９８】
図６には、図３Ａおよび図３Ｂの外骨格スーツ３００に統合され得るさらに別の脹脛スリーブアーキテクチャが全体的に６０４で示されている。図６の脹脛スリーブ６０４は、スリーブ４０４および５０４と同様に、モジュール式の単体構造であるが、他の２つの実施形態とは異なり、脹脛スリーブ６０４は開放端のピボットリブ型背屈モジュールであると考えられる。示される例によると、脹脛スリーブ６０４は、両側から第１および第２のリブセット６０８および６１０がそれぞれ突き出ている中心胸骨６０６を有する。上述の構成と同様に、各リブセット６０８，６１０は、複数の水平に方向付けられ、垂直方向に間隔を空けられたリブ６０９Ａ〜Ｃおよび６１１Ａ〜Ｃをそれぞれ含む。図４Ａおよび図４Ｂのリブ４０９，４１１ならびに図５のリブ５０９，５１１と同様に、図６のリブ６０９Ａ〜Ｂおよび６１１Ａ〜Ｂは中心胸骨６０６に剛性的に取付けられる（たとえば所定位置に縫付けられる）。しかし、他方の脹脛スリーブ構成とは異なり、２つの最も底部のリブ６０９Ｃおよび６１１Ｃは、たとえば中心ピボットピン６１４を介して中心胸骨６０６に旋回可能に取付けられる。リブ６０９Ｂ，６１１Ｂおよび／またはリブ６０９Ａ，６１１Ａも中心胸骨６０６に旋回可能に取付けられるような随意の構成も構成可能である。中心胸骨６０６にも、脹脛スリーブ６０４をアクチュエータに、かつ、随意にセンサに接続するための、中心に位置する補強取付ループ６１２が設けられている。脹脛スリーブ６０４の中心胸骨６０６は、補助足の上方で着用者の腸骨の上で腸骨に接するように設計される。脹脛スリーブ６０４の胸骨６０６セグメントが着用者の腸骨稜上に適切に位置決めされると、各リブ６０９，６１１は、着用者の脹脛の後部に独立して巻付いて、たとえば嵌合フックおよびループ締結パッチを介して他方のリブセット内の補完リブに取付けられるように構成される。ピボットストラップ６０９Ｃ，６１１Ｃは、より幅広いおよび／または小さい脹脛形状により良いコンフォーマル性を提供するように調節可能な角度を可能にする。脱ぎ着する間にモジュール６０４を所定位置に保持するための弾性バンドが設けられてもよい。モジュール６０４の前部の、重なり合うベルクロ（登録商標）パッドがさらなる安定性を提供し、外側支持モジュールのためのランディングパッドを形成する。
【００９９】
図７Ａおよび図７Ｂには、図３Ａおよび図３Ｂの補助的な可撓性スーツ３００の使用時に着用者の足関節に受動的な外側支持を提供するように脹脛スリーブ７０２と足モジュール７１２との間のアタッチメント用に設計される随意の足関節ストラップ７６０が示されている。容易に明らかになるべきであるように、図７Ａおよび図７Ｂの脹脛スリーブ７０２および足モジュール７１２は、それぞれ、脹脛型アンカーアタッチメントおよび足型アタッチメントに関して本明細書中に開示される対応する形態のいずれかを取り得る。足関節ストラップ７６０は、細長い第１の（脚）取付ストラップ７６２と、ストラップ７６２の近（上）端から突き出ている３本の統合された第２の（爪先）取付ストラップ７６３〜７６５とによって規定される「鳥の足」形状を有する。第１の取付ストラップ７６２の遠（下）端を足モジュール７０２の上側カフ７１３の下および周りにかけてから半分に折重ねてストラップ７６２上の補完フックおよびループ締付けパッチ７６６および７６７と嵌合させることよって、足関節ストラップ７６０を足モジュール７１２に着脱可能に結合することができる。これに付随して、次に爪先取付ストラップ７６３〜７６５の１つ以上またはすべてが（たとえば嵌合フックおよびループ締付けパッチを介して）さまざまな利用可能な組合せの１つにおいて、脹脛スリーブ７０２の中心胸骨７０６から突き出ているリブ７０９，７１１上の多数の利用可能な取付箇所の１つ以上に着脱可能に結合される。脹脛スリーブ７０２と足モジュール７１２との間の張力の大きさおよび角度は、たとえば、爪先取付ストラップ７６３〜７６５の選択された組合せ、向きおよび取付箇所に依存する。これは、受動的な足関節支持を形成し、それによってスーツ３００の動作時に意図しない足関節ロールを防止するのに役立つ。複数の取付点はさらに、背屈モジュール７０２上に力をより良く分散させ、それによって意図しない引下げを減少させるのに役立ち得る。背屈ストラップ／リブ７０９，７１１上のフックおよびループパッチは、脹脛スリーブ７０２を足関節ストラップ７６０の爪先７６３〜７６５の外部に直接取付けるのに役立つ。
【０１００】
図３Ａおよび図３Ｂの足モジュール３１２の記載において上述したように、開示される足モジュールの各々は、歩様時に補助力が足に分散されて二足歩行を補助するように、着用者の補助足に、その周りに、またはそれに隣接して装着されるように構成される。図３Ａおよび図３Ｂに示される他のモジュールと同様に、足モジュールはさまざまな随意の特徴および代替の形態を取り得る。たとえば、図面の図８は、補助的な可撓性スーツ３００とともに用いられる代表的な靴型足モジュール８１２の側面図である。着用者の履物の中に収まるように設計されるインサート型足モジュールである足モジュール３１２とは対照的に、図８の足モジュール８１２は、内部に着用者の補助足を入れるように構成される履物として作製されるか、またはそうでなければ当該履物に統合される。この特定の構成によると、足モジュール８１２は複数のアクチュエータ取付点／ループを含み、これにアクチュエータが着脱可能に接続され得る（たとえば、ループがボーデンケーブルの端に接続されたボアラチェット（boa ratchet）を保持する）。非限定的な例として、足モジュール８１２は、靴の舌部の爪先キャップと底との間の靴の爪先の爪革部分に、足の前足セグメントに近接して第１の複数のアクチュエータ取付ループ８２０を含む。さらに、第２の複数のアクチュエータ取付ループ８２２が、カラーと靴の外側ソールとの間の、靴のヒールカウンタ部上に、着用者の足の後足セグメントに近接して位置している。前足および後足における複数の取付ループ８２０，８２２によって、多数の内側／外側の取付位置が選択可能となる。そのようにする際、これらのアクチュエータ取付点の各々は別個の角度を提供し、これに沿って、アクチュエータによって発生する引張力が着用者の足に印加される。靴型足モジュール８１２の内部の縫込ブラケットが外側支持を足に伝達する。
【０１０１】
図９は、図１０Ａ〜図１０Ｅの記載においてさらに詳細に展開される、クイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付モジュール１０００を含む、全体的に９１２で設計される、別の代表的な靴型足モジュールの背面斜視図である。クイックコネクト／クイックリリースアクチュエータ取付モジュール１０００は、着用者の補助足の踵骨の下側に隣接した後足セグメント上のアクチュエータ取付点として作用する。上述のように、力伝達要素２２０Ａ〜２２０Ｃなどの力伝達要素は、１つ以上のアンカー要素において補助的な可撓性スーツ１００に接続し得る。図１０Ａ〜図１０Ｅは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、クイックコネクト／クイックリリースアンカー要素１０００の形態のアンカー要素の一実施形態を示す。クイックコネクト／クイックリリースアンカー要素１０００は、たとえば、力伝達要素を個人の靴の後部に取付けるように個人の靴の踵に位置決めされ得る。
【０１０２】
力伝達要素１００１（たとえばボーデンケーブル）の端は、クイックリリースアンカー要素１０００に接続するコネクタを有し得る。図１０Ａに示されるように、コネクタはＴコネクタ１０３の形態であってもよいが、コネクタは、クイックリリースアンカー要素１０００との挿入および係合ためのさまざまな他の形状および構成であってもよい。Ｔコネクタ１０３は、自身がクイックリリースアンカー要素１０００の開口部１００５の中に収まるように構成または成形される。具体的には、Ｔコネクタ１０３は、Ｔコネクタ１００３が開口部１００５に対する特定の向きに従って開口部１０５の中に収まるように構成または成形される。クイックリリースアンカー要素１０００に挿入されると、Ｔコネクタ１００３は、Ｔコネクタ１００３のリブ１００７が開口部１００５でクイックリリースアンカー要素１０００に係合し、Ｔコネクタ１００３が開口部から引抜かれるのを防止するように、（たとえば時計回りにおよび／または反時計回りに）回転し得る。
【０１０３】
図１０Ｂを参照して、クイックリリースアンカー要素１０００内に係合したＴコネクタ１０３が開口部１００５に対してＴコネクタ１００３の挿入方向に対して回転すると、Ｔコネクタ１００３および対応する力伝達要素１００１がクイックリリースアンカー要素１０００から解放される。すなわち、Ｔコネクタ１００３のリブ１００７は、Ｔコネクタ１００３をクイックリリースアンカー要素１０００から引抜くことができるように、開口部１００５と位置合せされる。
【０１０４】
図１０Ｃから図１０Ｅは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、クイックリリースアンカー要素１０００のサブ要素を示す。図１０Ｃを参照して、クイックリリースアンカー要素１０００はロックバック１００９を含み得る。ロックバック１００９は、Ｔコネクタ１００３がクイックリリースアンカー要素１０００内に係合していないときに物体がクイックリリースアンカー要素１０００に入ることを防止する。図１０Ｄは、クイックリリースアンカー要素１０００の内部図を示す。内部図は、Ｔコネクタ１００３がクイックリリースアンカー要素１０００の内部で回転して当該要素に係合することを可能にする凹部１０１１ａおよび１０１１ｂを含む。図１０Ｅは、クイックリリースアンカー要素１０００の外部図を示す。外部図は、ロックバック１００９をクイックリリースアンカー要素１０００の内部に受取り、ロックバック１００９が閉位置（図１０Ｂ）または開位置（図１０Ａ）で作動することを可能にする凹部１０１３を含む。
【０１０５】
図８および図９の足モジュール８１２および９１２は、着用者の補助足を内部に入れて覆い、当該足にしっかりと取付けられる履物として作製される靴型足モジュールとして上記に説明されている。代替の構成は、着用者の足に直接適合し、いくつかの設計では着用者の履物の中に収まって、アクチュエータを着用者の踵／爪先に近接してアンカー固定するように設計される。たとえば、図１１Ａおよび図１１Ｂは、靴または他の履物の中に収まり、着用者の足の裏の踵以外の部分および踵の下に快適に位置するインソール（示される図面では見えない）を有する、全体的に１１１２で示されるインサート型足モジュールのセグメントを示す。このインソールは、アキレスストラップ１１１４および脛骨ストラップ１１１６に、たとえば縫込みによってしっかりと取付けられるか、または、たとえばフックおよびループファスナーを介して取外し可能に取付けられる。アキレスストラップ１１１４は、着用者の踵の下側のインソールから、アキレス腱の長さに沿って上向きに、そして靴１１０１の上部の開口部の後方部を通って外に出るように延びる。アキレスストラップ１１１４は、アクチュエータによって発生する引張力を着用者の足の後足セグメントに伝達するように設計される。そのような力は、足底屈を発生させる／助けるため、およびしたがって足関節におけるプッシュオフを補助するために印加され得、股関節の屈曲を補助するように随意に利用され得る。一方、脛骨ストラップ１１１６は、着用者の前足の下側のインソールから、中足骨領域、距骨および脛骨に沿って上向きに、そして靴１１０１の上部の開口部の前方部を通って外に出るように延びる。脛骨ストラップ１１１６は、アクチュエータによって発生する引張力を着用者の前足セグメントに伝達する。そのような力は、背屈を発生させる／助けるため、およびしたがってヒールストライクを補助するために印加され得、股関節の伸展を補助するように随意に利用され得る。足モジュール１１１２に受動的な外側支持を提供する随意の足関節支持ストラップが用いられてもよい。少なくともいくつかの実施形態については、足関節支持ストラップは、踝と位置合せされるピボット軸に旋回可能に取付けられる。
【０１０６】
図１２〜図１５は、補助的な可撓性スーツのための足モジュールについてのさまざまな他の随意の構成を提供する。図１２は、たとえば、代表的な汎用の靴外足モジュール１２１２の側面図である。この設計は、多くの潜在的な「非永続的な靴上の（non-permanent, on-shoe）」取付解決策の１つであると考えられる。足モジュール１２１２は、人の靴１２０１の外部爪先および踵部分をそれぞれ内部に着座させ、かつそれらの周りに取付けられるように構成される、トゥカップ１２１４およびヒールカップ１２１６を含む。トゥおよびヒールカップ１２１２，１２１４は次に（たとえば靴１２０１の両側の靴ひも１２１８を介して）締められ、ラチェットされ、または他の方法で互いに付勢されて、汎用の足モジュール１２１２を靴１２０１に固定する。引張力は、前方および／または後方アンカー１２２０および１２２２をそれぞれ介して、足モジュール１２１２を通って着用者の足の前足および／または後足セグメントに伝達される。
【０１０７】
図１３は、本概念の他の局面に従う代表的な自動締付型の靴内足モジュール１３１２の側面図である。足モジュール３１１２は、着用者の足の前足および後足セグメントを取囲み、アクチュエータを介して足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力が発生すると自動的に締付けられるように構成される、織り合わされたウェビング構造１３１４を含む。この概念は、着用者の足または着用者の靴のいずれか一方に巻付いて、ケーブルタブ１３１６，１３１６の一方または両方に張力が印加されると靴／足の周りを自動的に収縮させる、二軸の螺旋巻きの編組を利用している。
【０１０８】
図１４は、別の代表的な靴内足モジュール１４１２の側面図である。この実施形態は、着用者の足の下に位置し、足モジュール１４１２をケーブル１４２６を介して１つ以上のアクチュエータに結合するための前足および後足アンカースイング１４１６および１４１８に結合される、インソール１４１４を用いる。足関節カフ１４２０に、外側足関節支持ストラップ１４２４に接続するための取付タブ１４２２が設けられている。図１５は、対照的に、モジュール式の靴内または靴外背屈足モジュール１５１２の平面図である。この実施形態は、（着用者の靴の内部または外部で）着用者の爪先の周りに配置されるトゥループ１５１４を利用している。脛骨ストラップ１５１６がトゥループ１５１４に着脱可能に結合され、次に靴の内部または外部で靴の舌部に沿って上向きに延びる。少なくともこの実施形態については、足関節支持ストラップは、外果と位置合わせされるピボット軸を用いて旋回可能に取付けられる。この足関節支持ストラップは足関節を支持し、過回外（ローリング）を防止するか過回外のリスクを減少させる。他の実施形態では、足関節支持ストラップは、内果と位置合せされるピボット軸を用いて旋回可能に取付けられる。この足関節支持ストラップは足関節を支持し、足関節が過回内することを防止するか過回内のリスクを減少させる。さらに他の実施形態では、２つの足関節支持ストラップが設けられ、内果および外果と位置合せされる。
【０１０９】
図１４のインソール１４１４は、完全なインソール（踵から爪先に及ぶ）であってもよいし、足根−中足骨関節の前で、当該関節で、または当該関節の後で終了する部分的なインソールであってもよい。少なくともいくつかの局面において、インソール１４１４は足の異なる部分について可変の剛性値を有し、足元の異なる部分に異なるように補助を分配（たとえば後足には高い剛性、前足には低い剛性）し得る。
【０１１０】
着用者の歩行時に１つ以上の歩様運動を助けるための補助的な可撓性スーツシステムを製造する方法であって、方法は、着用者の体に装着され、着用者の体の１つ以上の予め定められた耐荷重セグメントに荷重を伝達するように構成されるサスペンションアンカーを設けることと、着用者の足の上にまたはそれに隣接して装着され、着用者の足の後足セグメントまたは前足セグメント、または両方に荷重を伝達するように構成される足モジュールを設けることと、アクチュエータを足モジュールおよびサスペンションアンカーに取付けることとを含み、アクチュエータは、足モジュールとサスペンションアンカーとの間に張力を発生させるように選択的に作動可能であり、方法はさらに、着用者の足の上にまたはそれに近接してセンサを装着することを含み、センサは、着用者の歩様特性を検出してそれを示す信号を出力するように動作可能であり、方法はさらに、コントローラをセンサおよびアクチュエータに通信可能に接続することを含み、コントローラは、センサによって出力される歩様特性信号を分析し、分析した信号に少なくとも部分的に基づいて、アクチュエータを選択的に作動させることによって着用者の足の足底屈または背屈、または両方を補助するように構成される。
【０１１１】
図１６Ａは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の歩様期間中の足底屈作動の修正を示す。足底屈は、足底屈アンカー要素１６０３（クイックリリースアンカー要素１０００など）において個人の足に接続する力伝達要素１６０１の作動に少なくとも部分的に基づいて、個人の足関節の周りに起こる。力伝達要素１６０１は、一例として、オフボード制御システム２００（図示せず）から補助的な可撓性スーツ１００を通って足底屈アンカー要素１６０３にルーティングされ得る。示される実施形態では、力伝達要素１６０１のルーティングは、足底屈補助に加えて、股関節屈曲補助を個人に提供するように股関節に接続される補助的な可撓性スーツ１００の一部を通って起こり得る。
【０１１２】
左から開始して、図１６Ａ（Ｉ）は、個人の右足が地面からプッシュオフし始めるときの個人の右足の第１の位置を示す。一例として、第１の位置は、歩行時の歩様期間の３０パーセントにあり得る。第１の位置では、腓腹筋および股関節筋はエキセントリック収縮の状態にあり、補助的な可撓性スーツ１００は対応する伸展状態にある。歩様期間の第１の位置では、またはそのわずかに後では、個人の右足は、足底屈モーメントによって生じる力の結果として地面からプッシュオフし始める。図１６Ａ（Ｉ）の前に、またはその時まで、力伝達要素１６０１は弛んでいる。
【０１１３】
図１６Ａ（ＩＩ）は、個人の右足の第２の位置を示す。第２の位置では、オフボード制御システム２００は、一例として、力伝達要素１６０１を個人の腓腹筋と平行に作動させ、足底屈モーメントを修正し、足底屈を提供するために足関節に印加されるトルクを修正する。一例として、第２の位置は歩様期間の４０パーセントにあり得る。第２の位置では、腓腹筋および股関節筋はエキセントリック収縮の状態にあり、補助的な可撓性スーツ１００は対応する伸展状態にある。
【０１１４】
作動は個人の右足の第３の位置までランプアップし、図１６Ａ（ＩＩＩ）に示されるように、個人によって発生する足底屈モーメントに最大の補助を提供する。一例として、個人の右足の第３の位置は歩様期間の５０パーセントにあり得る。第３の位置では、腓腹筋はアイソメトリック収縮の状態にあり、大腿筋（たとえば四頭筋）はコンセントリック収縮の状態にあり、補助的な可撓性スーツ１００は対応する収縮状態にある。したがって、図１６Ａ（ＩＩＩ）では、力伝達要素１６０１は足底屈アンカー要素１６０３に張力を印加する。一実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００を介した個人の股関節にわたる力伝達要素１６０１のルーティングに基づいて、力伝達要素１６０１の作動は、足関節に加えて股関節で個人の運動を補助する。すなわち、作動は、股関節の前部にわたって作動する力伝達要素１６０１によって、足底屈修正時に着用者が股関節を前に振り動かす（たとえば股関節屈曲）ことを助け得る。そのような構成は、個人の複数の身体部分にわたる単一の作動が当該複数の身体部分の運動を補助し得るという点で、多関節性である。多関節構成は、個人の筋肉および骨格構造の運動および作動をより厳密に模倣することによって、補助的な可撓性スーツ１００の効率、透過性および／または性能を向上させ得る。
【０１１５】
図１６Ａ（ＩＶ）に示されるように、補助は、（たとえば歩様周期の６０パーセントにある）個人の右足の第４の位置まで継続する。第４の位置では、腓腹筋および大腿筋はコンセントリック収縮の状態にあり、補助的な可撓性スーツ１００は対応する収縮状態にある。この点の後、オフボード制御システム２００による作動はランプダウンし、個人の右足のトゥオフの後に力伝達要素１６０１内の張力を解放する。トゥオフの後、力伝達要素１６０１の作動やもはや補助を提供しない。したがって、力伝達要素１６０１の作動は停止し、足底屈修正はもはや有益でないため、力伝達要素１６０１は弛んで透過状態になる。
【０１１６】
第１から第４の位置は歩様期間の具体的な例示的なパーセンテージに関して上記に説明されたが、具体的なパーセンテージは同一個人の異なる歩様期間に関して変化し得、異なる個人に関して変化し得る。したがって、上述の具体的なパーセンテージは例に過ぎず、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の特性に依存して具体的な歩様期間毎に異なり得る。
【０１１７】
上記に従って、力伝達要素１６０１は、脚が地面からプッシュオフしている時間である、たとえば歩様期間の約３０から６０パーセントの間に張力を増加させる。これによって足関節および股関節にモーメントが印加され、地面からプッシュオフする際の足関節および脚をスイングさせる際の股関節を助ける。具体的には、図１６Ｃに示されるように、個人の骨格構造は補助的な可撓性スーツ１００によって発生する圧縮荷重を支え、補助的な可撓性スーツ１００は個人の筋肉組織と平行に作用する。
【０１１８】
図１６Ｃ（Ｉ）は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、力伝達要素１６０１による足底屈補助によって生じる力経路を示す。力経路１６６１が個人の右脚骨格構造の中に発生し、個人が足底屈モーメントを発生させるのに応じて、右足で終了する。対応する力経路１６６３が、特に足関節における力伝達要素１６０１の作動点１６６５に関して、補助的な可撓性スーツ１００の中に図１６Ａの力伝達要素１６０１を介して発生する。図１６Ａの力伝達要素１６０１、およびしたがって図１６Ｃ（Ｉ）の対応する力経路１６６３は、股関節、膝関節、および足関節の関節中心からそれぞれ約１０ｃｍ、１ｃｍ未満、および８ｃｍにルーティングされて、所望の屈曲および／または伸展モーメントを発生させ得る。上述のように、力経路１６６３は股関節の前部にわたって進むため、力経路１６６３は、足関節の足底屈および股関節の股関節屈曲の役に立つことによって多関節の利点を提供し得る。結果として生じる力経路１６６１および１６６３は代替的に、個人の関節において、かつ補助的な可撓性スーツ１００が力伝達要素（たとえば１６０１）の荷重を補助的な可撓性スーツ１００を介して個人に伝達する場所で、力ベクトルによって表現され得る。図１６Ｃ（ＩＩ）に示されるように、力ベクトル１６６７ａは、股関節における補助的な可撓性スーツ１００上の個人の骨構造からの力を表わす。力ベクトル１６６７ｂは、股関節における個人の骨構造上の補助的な可撓性スーツ１００からの力を表わす。同様に、力ベクトル１６６７ｄは、足関節における補助的な可撓性スーツ１００上の個人の骨構造からの力を表わす。力ベクトル１６６７ｃは、足関節における個人の骨構造上の補助的な可撓性スーツ１００からの力を表わす。
【０１１９】
図１６Ｄは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人に対する補助的な可撓性スーツ１００からの力を示す。具体的には、図１６Ｄは足関節の周りのトルクに関係し、一例として、力伝達要素（たとえば力伝達要素１６６１）の作動に応答した個人の右脚上のさまざまな力を示す。矢印１６８１ａ〜１６８１ｃは、個人の足関節の周りに有益なモーメントを生じさせる力を示す。矢印１６８３ａは足関節の回転中心を通り、したがってモーメントを生じさせない。矢印１６８５ａおよび１６８５ｂは相反するモーメントを生じさせる。矢印１６８１ａ〜１６８５ｂに基づいて、矢印１６８７ａおよび１６８７ｂは、個人の運動に有益であり、かつ補助的な可撓性スーツ１００によって発生する、足関節の上方または下方の力全体を表わす。
【０１２０】
図１６Ｅは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人に対する補助的な可撓性スーツ１００からの力を示す。具体的には、図１６Ｅは股関節の周りのトルクに関係し、一例として、力伝達要素（たとえば力伝達要素１６６１）の作動に応答した個人の右脚上のさまざまな力を示す。矢印１６８１ｄ〜１６８１ｇは、個人の股関節の周りに有益なモーメントを生じさせる力を示す。矢印１６８３ｂ〜１６８３ｄは股関節の回転中心を通り、したがってモーメントを生じさせない。矢印１６８７ｃおよび１６８７ｄは、個人の運動に有益であり、かつ補助的な可撓性スーツ１００によって発生する、股関節の上方または下方の結果として生じる力全体を表わす。
【０１２１】
図１６Ｂは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の歩様期間中の背屈作動の修正を示す。背屈は、背屈アンカー要素１６３３において個人の足に接続し、たとえば、オフボード制御システム２００（図示せず）から脹脛アタッチメント１６３５を介して背屈アンカー要素１６３３にルーティングされ得る力伝達要素１６３１の作動に少なくとも部分的に基づいて、個人の足関節の周りに起こる。力伝達要素１６３１をオフボード制御システム２００と背屈アンカー要素１６３３との間にルーティングすることは、図１６Ａに関して上述したのと同じルーティングに従うが、力伝達要素１６３１を前方にルーティングして背屈アンカー要素１６３３に係合させる脹脛アタッチメント１６３５に関しての変形について達成され得る。
【０１２２】
左から開始して、図１６Ｂ（Ｉ）は、一例として、個人の右足が足底屈の結果として地面からプッシュオフするときの個人の右足の第１の位置を示す。一例として、第１の位置は、歩行時の歩様期間の４０から６０パーセントにあり得る。第１の位置にある間の力伝達要素１６３１は、背屈に関する修正は歩様のこの点では不要であるため、透過的な弛み状態にある。
【０１２３】
図１６Ｂ（ＩＩ）は、地面からプッシュオフするための足関節における足底屈の後の、個人の右足の第２の位置を示す。第２の位置では、力伝達要素１６３１が作動し、前脛骨筋に関して歩様モーメントを修正する。力伝達要素１６３１を作動させると、補助的な可撓性スーツ１００によって提供される補助なしに、背屈アンカー要素１６３３と脹脛アタッチメント１６３５との間の距離が個人の歩様に対して短くなる。歩様期間中のこの点で力伝達要素１６３１を作動させることによって、個人は適切な歩様運動に従って自身の足をより容易にスイングさせることができる。その理由は、背屈アンカー要素１６３３と脹脛アタッチメント１６３５との間の距離の減少によって、距離が減少しない場合に個人が力伝達要素１６３１からの補助を受けて経験し得るよりも地面とのトゥクリアランスが大きくなるためである。一例として、第２の位置は歩様周期の７０パーセントにあり得る。
【０１２４】
図１６Ｂ（ＩＩＩ）は右足の第３の位置を示す。第３の位置では、力伝達要素１６３１の内部の張力が、足が前方にスイングした後に、かつ足関節衝撃の前に減少し得る。力伝達要素１６３１内の張力の減少は、図１６Ｂ（ＩＶ）に示されるように、残りの歩様期間中ずっと、第４の位置におけるヒールインパクト後の次の歩様期間になっても継続し得る。次の歩様期間のヒールストライクの後、力伝達要素１６３１は、背屈修正が不要である期間中に個人の歩様を修正しないように弛んでおり、透過状態にある。一例として、第３の位置は歩様期間の９０パーセントにあり得、第４の位置は次の歩様期間の１０にあり得る。
【０１２５】
第１から第４の位置は歩様期間の具体的な例示的なパーセンテージに関して上記に説明されたが、具体的なパーセンテージは同一個人の異なる歩様期間に関して変化し得、異なる個人に関して変化し得る。したがって、上述の具体的なパーセンテージは例に過ぎず、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の特性に依存して具体的な歩様期間毎に異なり得る。
【０１２６】
補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人に印加され得る力の大きさは、印加力の印加点において見られるようなスーツ−個人システムの有効剛性ｋeffの関数である。これは、個人の軟組織（たとえば皮膚、筋肉、脂肪）へのテキスタイルインターフェイスによって決定される身体剛性と、テキスタイル弾性特性によって決定されるスーツ剛性とを合計することによって求められ得る。有効剛性は、力が個人に伝達される前に組織／スーツを変位させるのに時間／エネルギが必要であるため、アクチュエータ速度／パワーの計算を可能にし、式１に従って求められ得る。
【０１２７】
【数２】
2016539723.tif 000004
【０１２８】
有効剛性は、所望の運動（たとえば歩行）時にスーツを作動させるのと同様のポーズで個人を立たせることによって測定され得る。力伝達要素は次に、補助的な可撓性スーツ１００内に誘起された力を記録しつつ台形プロファイルで作動される。これまでの結果では、負荷−無負荷における潜在的に大きな非直線性およびヒステリシスが示されている。
【０１２９】
図１６Ｆは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、個人の内部に分散している補助的な可撓性スーツ１００によって生じる力を示す。図１６Ｆ（Ｉ）に具体的に示されるように、部分１６９１ａ〜１６９１ｄは皮膚の近くの骨を有する脚の領域であり、これは補助的な可撓性スーツ１００から個人に力を分散させるための好適な領域を提供する。図１６Ｆ（ＩＩ）は、補助的な可撓性スーツ１００から個人に分散している力に基づいて個人の体の領域１６９５ａ〜１６９５ｉにおいて圧縮を生じさせる補助的な可撓性スーツ１００と体との間の個人の組織に対する垂直力１６９３ａ〜１６９３ｉを示す。さらに、図１６Ｆ（ＩＩＩ）は、補助的な可撓性スーツ１００を力を個人に分散させている状態から伸ばす、補助的な可撓性スーツ１００からの反力１６９７ａ〜１６９７ｅを示す。さらに、ばね１６９９ａおよび１６９９ｂは、反力１６９７ａ〜１６９７ｅを生じさせる負荷下の補助的な可撓性スーツ１００の膨張を示す。
【０１３０】
補助的な可撓性スーツ１００は完全にテキスタイルであるため、補助的な可撓性スーツ１００は個人の運動学を制限せず、質量がほとんどない。この結果、補助的な可撓性スーツ１００は、スーツ内の張力が解放されると着用者にとって透過的であり、たとえば、補助的な可撓性スーツ１００の着用はズボンを着用するような感覚である。さらに、補助的な可撓性スーツ１００によって提供される補助の大半は、個人に取付けられた重い剛性質量を加速させて動かすためではなく、個人に印加される。さらに、一実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００が能動的に作動されておらず、代わりに若干張力を印加されておりその張力で保持されている場合であっても、個人に有益である。
【０１３１】
一例として、補助的な可撓性スーツ１００は、大腿の前部および足関節の後部上を通るように構成され得る。脚が地面からプッシュオフする位置に脚が移動すると、大腿の前部の上および足関節の後部の周りの距離が増加する。これによって補助的な可撓性スーツ１００内に受動的に張力が生じ、補助的な可撓性スーツ１００は固定長に保持される。この受動的な張力は、スーツが作動されたときのように機能するが、力の大きさは小さくなる。これは、歩様周期の一定部分の間に生物学的な足関節および股関節がパワーを吸収するため、効果がある。補助的な可撓性スーツ１００が受動的に伸びると、補助的な可撓性スーツ１００がこのパワーを代わりに吸収し、体が正のパワーを生成している歩様周期のより後の部分の間に当該パワーを解放する。
【０１３２】
たとえば、補助的な可撓性スーツ１００内の張力は、ボーデンケーブルなどの力伝達要素が一定長さに保持されてパワーを受動的に吸収している歩様周期の２５から４０パーセントの間に上昇し得る。歩様周期の４０から６０パーセントでは、このエネルギは補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人に戻されるが、作動の結果として力伝達要素を通って伝達している力のため、能動ピークは受動ピークよりもはるかに高い。歩様周期の６０パーセントにおいて、個人が正常な歩行の経過中に自身の身体構成を変更すると両方の力が低下し、補助的な可撓性スーツ１００内の張力が解放される。これらの力のこのパターンは、歩様モーメントの自然な生物学的パターンおよび歩行時のパワーを複製する。
【０１３３】
図１７Ａは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、張力印加システム１７００の要素を示す。張力印加システム１７００は、ばね１７０１、エンドキャップ１７０３、ばね保持管１７０５、摩耗防止管１７０７、および膨張可能スリーブ１７０９を含み得る。ばね１７０１、エンドキャップ１７０３、ばね保持管１７０５、摩耗防止管１７０７、および膨張可能スリーブ１７０９は、ボーデンケーブルなどからの力伝達要素の少なくとも一部が組立てられると当該一部が通ることができるように中空である。
【０１３４】
ばね１７０１は、金属を螺旋状に形成することなどによって、任意の種類のばねであり得る。エンドキャップ１７０３はばね１７０１の両端の中に収まり、ばね１７０１の両端を覆う。摩耗防止管１７０７はばね１７０１の中に収まり、ケーブルがばね１７０１に繰返しこすりつけられることなどによる、作動および張力印加時のばね１７０１の摩耗を防止する。ばね保持管１７０５はばね１７０１の上に装着される。ばね保持管１７０５の長さは、ばね１７０１が圧縮され得る程度を制限するように調節され得る。膨張可能スリーブ１７０９は、ばね１７０１および保持管１７０５の上を通る。膨張可能スリーブ１７０９は、張力印加の期間同士の間に物体がばね１７０１によって挟まれることを防止する。膨張可能スリーブ１７０９はさらに、環境のデブリスが張力印加システム１７００の中に閉じ込められることを防止する。
【０１３５】
張力印加システム１７００は、ボーデンケーブルなどの力伝達要素（図示せず）が、一方のエンドキャップ１７０３、ばね１７０１、摩耗防止管１７０７、および他方のエンドキャップ１７０３を通るなどして、張力印加システム１７００の長さにわたって延びることを可能にする。力伝達要素（たとえばボーデンケーブル）が作動されると、力伝達要素の動作によってばね１７０１が膨張または圧縮する。ばね１７０１が圧縮すると、膨張可能スリーブ１７０９も圧縮する。一実施形態では、ばね１７０１は、力伝達要素が作動されると、膨張可能スリーブ１７０９に対する回復力によって力伝達要素を膨張可能スリーブ１７０９から引張り出す。ばねの材料、長さ、単位長さ当たりの回転数等のばね１７０１の性質を制御することによって、作動とは独立して張力が力伝達要素に印加され得る。
【０１３６】
図１７Ｃは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、補助的な可撓性スーツ１００に適用される張力印加システム１７００を示す。示されるように、ボーデンケーブルのワイヤなどの力伝達要素１７１７が、エンドキャップ１７０３およびばね１７０１を通る。ボーデンケーブルの場合、ワイヤはさらに、ボーデンケーブルのシースに係合するがワイヤが自由に通ることを可能にする力伝達要素アタッチメント１７１３を通る。力伝達要素アタッチメント１７１３は補助的な可撓性スーツコネクタ１７１５に接続される。したがって、力伝達要素アタッチメント１７１３は、オフボード制御システム２００などの作動システムを、補助的な可撓性スーツコネクタ１７１５を力伝達要素アタッチメント１７１３と併せて用いることによって補助的な可撓性スーツ１００に接続する。
【０１３７】
上述のように、補助的な可撓性スーツコネクタ１７１５は、開示の精神および範囲から逸脱することなくさまざまな異なるスタイルおよび構成であり得る。示されるように、補助的な可撓性スーツコネクタ１７１５は、補助的な可撓性スーツ１００のファブリック材料からなるファブリックループ１７１５ａを含み得る。ファブリックループ１７１５ａは、示されるように金属ループ１７１５ｂを通り得る。金属ループ１７１５ｂは力伝達要素アタッチメント１７１３に接続する。金属ループ１７１５ｂは、ねじ、ラッチ等の任意の好適な機械的接続によって力伝達要素アタッチメント１７１３に取付けられ得る。一実施形態では、金属ループ１７１５ｂおよび力伝達要素アタッチメント１７１３は単一の統合片であってもよい。
【０１３８】
随意に、ロードセル１７１９が力伝達要素アタッチメント１７１３と金属ループ１７１５ｂとの間に位置してもよい。ロードセル１７１９を取付けることによって、力伝達要素１７１７を通って伝達される力の測定が可能になる。一実施形態では、ロードセル１７１９と力伝達要素アタッチメント１７１３との間にピボット（図示せず）があってもよい。ピボットは、最小限に抑えなければロードセル１７１９の寿命を低下させ得る、ロードセル１７１９を通って伝達される軸外モーメントを最小限に抑える。ロードセル１７１９にはロードセル出力１７２１が取付けられており、当該出力は、たとえば、オフボード制御システム２００または他の制御装置に接続して、力伝達要素１７１７を通って伝達される力の測定を提供し得る。上記によると、ロードセル１７１９は付加的な別個の構成要素であってもよいし、または力伝達要素アタッチメント１７１３において力伝達要素と補助的な可撓性スーツ１００との間のアタッチメントに統合されるなどして、取付方法に統合されてもよい。
【０１３９】
図１７Ｂは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、別の張力印加システム１７５０の要素を示す。張力印加システム１７５０は、ばね１７５１、エンドキャップ１７５３、ケーブルキャリッジ嵌合点１７５５、およびばね保持管１７５７を含み得る。エンドキャップ１７５３およびばね保持管１７５７は、ボーデンケーブルからなどの力伝達要素の少なくとも一部が通ることができるように中空である。力伝達要素１７５９ａがばね１７５１を通り、ケーブルキャリッジ嵌合点１７５５に接続する。別の力伝達要素１７５９ｂがケーブルキャリッジ嵌合点１７５５の他端に接続する。
【０１４０】
図１７Ｄを参照して、接続状態では、ばね１７５１の一端は、エンドキャップ１７５３上のばね取付点１７６１ａに接続する。ばね１７５１の他端は、ケーブルキャリッジ嵌合点１７５５上のばね取付点１７６１ｂに接続する。さらに、力伝達要素１７５９ａは、ケーブルキャリッジ嵌合点１７５５の一端１７６３ａに接続する。力伝達要素１７５９ｂは、ケーブルキャリッジ嵌合点の他端１７６３ｂに接続する。
【０１４１】
力伝達要素１７６９ａおよび１７６９ｂが作動すると、ばね１７５１が膨張または圧縮する。ばね１７５１が膨張または圧縮すると、張力印加システム１７５０の内部に張力が発生するか解放される。ばね１７５１は、力伝達要素１７５９ａおよび１７５９ｂが作動されると、一方のエンドキャップおよびケーブルキャリッジ嵌合点１７５５に作用する回復力を生じさせる。ばねの材料、長さ、単位長さ当たりの回転数等のばね１７５１の性質を制御することによって、作動とは独立して張力が力伝達要素１７５９ａおよび１７５９ｂに印加され得る。
【０１４２】
２つの張力印加システムが上記に説明されているが、補助的な可撓性スーツ１００は、単独でまたは２つの張力印加システム１７００および１７５０と組合せて、代替の張力印加システムを含んでもよい。一実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００の内部の力伝達要素は１つ以上のばねのように作用し得る。代替の張力印加システムは、ばねのように作用する補助的な可撓性スーツ１００を利用してもよく、ロック機構が力伝達要素によって提供されるそのような張力を維持および／または制御する。一例として、補助的な可撓性スーツ１００の力伝達要素とアンカー要素との間の接続点はラチェットを含んでもよい。そのようなラチェットによって、ループ内の医療提供者および／または個人が、力伝達要素を締付けるか緩めることによって補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力を制御することが可能となり得る。ラチェットが締付けられると、補助的な可撓性スーツ１００の内部の力伝達要素によって提供される張力は増加する。逆に、ラチェットが緩められるか開けられると、補助的な可撓性スーツ１００の内部の力伝達要素によって提供される張力は減少するか完全に弛む。代替的にまたは付加的に、１つ以上のラチェットが上述の接続点にではなく力伝達要素の長さに沿って位置決めされ、補助的な可撓性スーツ１００の自然な張力を制御してもよい。
【０１４３】
一実施形態では、ラチェットの制御は、たとえば、ループ内の医療提供者または個人がラチェットを手動で操作して補助的な可撓性スーツ１００内の張力を制御できるように、手動であってもよい。あるいは、ラチェットの制御は、個人の運動に基づいているなど、能動的または動的であってもよい。力伝達要素の作動に関して（たとえば図１６Ａ〜図１６Ｃに関してなど）上述したように、ラチェットは、歩様期間の特定の運動または部分の間にラチェットして補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力を維持するように（たとえば電気的または機械的に）制御されてもよい。歩様期間のその後の運動または部分の間、ラチェットは、補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力を減少させるか完全に取除くように（たとえば電気的または機械的に）制御されてもよい。そのような制御下で、ラチェットは、補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力をロックまたはアンロックして個人の運動に有益な力を与えるロック機構のように作用し得る。
【０１４４】
張力印加によって、補助的な可撓性スーツ１００の性能を、アクチュエータおよび／またはオフボード制御ユニット２００の制御と無関係に変更することができる。一実施形態では、ループ内の医療提供者および／または補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人による補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力の修正が可能となり得る。そのような修正は、補助的な可撓性スーツ１００によって提供されるベースライン補助を変更し得、所望時に所与の歩様パーセンテージで同じ力を、個人をより大きくもしくは小さく助けるためのより低いもしくは高い力（たとえばより重い荷重、より長いステップ等）を達成し得、および／または補助的な可撓性スーツ１００をすべての動作時に完全に透過的にし得る。上述のように、張力印加は、歩様期間の部分の間に動的に変化するなど能動的であってもよいし、受動的であってもよいし、それらの組合せであってもよい。
【０１４５】
一実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００の内部の張力印加システム１７００または１７５０によって提供される張力は、着用者が定常状態歩行時などに補助を望んでいるか否かに依存して、異なる運動時に調節され得る。そのような調節（たとえばループ内の医療提供者または個人による）は、補助的な可撓性スーツ１００のウェビングに沿って要素を摺動させてウェビングの接続部における張力を等しくすることによって、さらに達成され得る。あるいは、図１９に関して説明されたような装置が、ループ内の医療提供者または個人が力伝達要素の長さを修正することを可能にする力伝達要素内に挿入されてもよい。
【０１４６】
力伝達要素は、力伝達要素が個人の運動および／またはモーメントを修正していないなどの受動状態において力伝達要素が張力下にあるように、作動システムによって作動されていないときに張力を印加されてもよい。張力印加システムは、上記に従って、一端が個人の身体部分などの対象物に固定されている力伝達要素に張力を印加し得る。
【０１４７】
図１８は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、足に関する補助的な可撓性スーツ１００のアンカー要素１８０５を示す。膨張可能スリーブ１８０７（膨張可能スリーブ１７０９など）の内部にあり得る力伝達要素１８０１は、たとえば、アンカー要素１８０５を介してブーツ１８０３に取付けられる。ブーツ１８０３に関して示されているが、アンカー要素１８０５は、個人の足および／または他の部分を覆う他の物の上に位置していてもよく、ブーツ１８０３のみに制限されない。アンカー要素１８０５は単一の回転関節であってもよい。単一の回転関節におけるピボットによって、力伝達要素１８０１を介して印加される力が力伝達要素１８０１を捩じったり曲げたりしないように、力伝達要素１８０１が矢状面内で自由に回転することができる。アンカー要素１８０５は、ベアリングインターフェイス１８０５ａ、力伝達要素取付インターフェイス１８０５ｂ、およびピボットピン１８０５ｃを含む。
【０１４８】
図１９は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、力伝達要素の内部の長さおよび受動張力を着用者が修正することを可能にする長さ調節装置１９００の例を示す。長さ調節装置１９００は、ボーデンケーブルのシース１９０３ａおよび１９０３ｂに接続しつつ、ボーデンケーブルなどからのワイヤが通れるようにするシリンダ１９０１ａおよび１９０１ｂを含み得る。シース１９０３ａおよび１９０３ｂは、それぞれ接続点１９０５ａおよび１９０５ｂでシリンダ１９０１ａおよび１９０１ｂに接続する。一実施形態では、シリンダ１９０１ａおよび１９０１ｂの一方または両方が、着用者に十分な可撓性を提供するように可撓性を有してもよい。シリンダ１９０１ａおよび１９０１ｂは、クランプ機構１９０７において互いに係合し得る。クランプ機構１９０７をロック位置からアンロック位置に調節すると、たとえば、シリンダ１９０１ａおよびシース１９０３ａがシリンダ１０９１ｂおよびシース１９０３ｂに対して動き、シース１９０３ａおよび１９０３ｂの内部の力伝達要素の有効長を調節することができる。すなわち、スリーブの内部のボーデンケーブルワイヤ長を一定に保ちつつボーデンケーブルスリーブの長さを変更すると、最大のボーデンケーブル移動を調節することができる。
【０１４９】
一実施形態では、クランプ機構１９０７は、システムが現在作動されていない場合にのみ作動され得る、電気クラッチなどのばね式クラッチ機構を含み得る。一実施形態では、ばねは、クランプ機構１９０７のクラッチ位置に依存して管を内部に引込めるか外部に押出すシリンダ１９０１ａおよび１９０１ｂの内部にあってもよい。あるいは、クランプ機構１９０７は、ループ内の医療提供者および／または個人がケーブル移動長を手動で調節できるように手動であってもよい。
【０１５０】
補助的な可撓性スーツ１００のセンサ（たとえばセンサ１２０）は、たとえば、スーツ張力印加状態および歩様運動学の１つ以上に基づいて、制限された可動性に悩まされている患者などの個人の歩様時に１つ以上の事象を検出することを可能にする。補助的な可撓性スーツ１００は、補助的な可撓性スーツを着用している個人に対する制御を提供し、個人のタスクおよび／または身体状態（たとえば歩行および／または疲労状態）を監視し、補助を印加するコントローラ（たとえばオフボード制御システム２００）に送り込まれる生体力学的な、物理的インタラクションの、および生理学的なセンサの体全体のセンサネットワーク（たとえば神経系）を組込んでいる。たとえば、歩行時、オフボード制御システム２００は、地形（たとえば凹凸面）および速度に基づいて印加力のレベルを連続的に、周期的に、または要求に応じて調節する。センサの測定は、補助レベルおよびタイミングが調節される走行、または、個人が運動を開始すると補助的な可撓性スーツ１００が迅速に反応して個人と同期できるように補助的な可撓性スーツ１００が超警戒状態になる静止状態など、他の運動モードを検出し得る。個人が補助を全く望んでいない状況では、補助的な可撓性スーツ１００は、センサのネットワークからの測定に基づいてゼロ力が印加される完全透過モードになり得る。
【０１５１】
１つ以上の特定のセンサが歩様を追跡し、関節角度を求め、特定の身体セグメントの運動を追跡することができる。センサ種類は、個人に対するセンサの環境、およびセンサに望まれる特定の測定に依存して異なり得る。例示的なセンサ種類は、生体力学的な、物理的インタラクションの、および生理学的なセンサを含み得る。特定のセンサは、慣性計測装置（ＩＭＵ）、ジャイロスコープ、加速度計、フットスイッチ、フット圧力センサ、フットコンタクトセンサ、スーツ力センサ、およびスーツ張力センサを含み得る。運動学的センサは、一例として、制御システム（たとえばオフボードコントローラ２００）が個人の体の動作を分析および判断できるように、関節角度をリアルタイムで監視し得る。
【０１５２】
補助的な可撓性スーツ１００の内部の通信に関して、センサは、共通の通信プロトコル、単一センサの故障に対する完全なロバスト性、および、根底にあるアーキテクチャの変更を必要とせずに補助的な可撓性スーツ１００の内部のセンサを変更、除去、または追加する可能性を保証する、オープンネットワークアプローチを用いて統合され得る。
【０１５３】
センサは、個人の前部に（たとえば股関節、膝関節の前部にわたって、骨盤、胴等）、個人の側部に（たとえば膝関節の側部に、腰の側部に、骨盤、胴等）、および個人の後部に（たとえば大腿の後部に、足関節の後ろに、等）、など、個人の主要な領域にまたは領域の上に位置し得る。より具体的には、一例として、センサは股関節上で後側に、前側に、および外側に、または胸部バンド上などの個人の胸部にわたってさまざまな位置に配置されてもよい。
【０１５４】
ある一種のセンサは、力伝達要素（たとえば力伝達要素２２０ａ〜２２０ｄ）の個人の側部内の張力を測定する力センサである。力センサは、補助的な可撓性スーツの構造継手に内蔵されてもよい。一例として、以下に記載されるように、センサは、補助的な可撓性スーツ上の力伝達要素と補助的な可撓性スーツ１００との接合部に、たとえばボーデンケーブルのケーブルシースおよび補助的な可撓性スーツに位置決めされてもよい。
【０１５５】
体中のどこにセンサを配置するかの検討では、運動時のセンサの動作および個人の体の動作を考慮し得る。関節角度検知、およびしたがって動作の原理は、関節にわたって接続される個人の身体セグメントの表面上の２点間の距離の変化に基づき得る。これらの点同士の間の長さの変化は関節角度の変化と関連しており、関節の半径によってスケーリングされ得る。そのような位置にあるセンサ場所は、センサが伸びる程度に基づいて読取値を提供し得、これは関節全体の距離と関連している。個人の体の動作に関して、センサ配置は、体に対する圧力または衝撃に対する感度を低下させるように個人の骨張ったランドマークを回避することを考慮し得る。これらの問題を回避する体上の場所は、たとえば、センサがそれぞれ大腿および脹脛上に残っている間に関節上にルーティングされるナイロンストラップなどの非伸長性アタッチメントにセンサを取付けることによって、膝関節および足関節にある。
【０１５６】
センサの１つ以上は、ファブリック自体の内部に統合されるなど、補助的な可撓性スーツ１００に統合されてもよく、これはソフトセンサと称され得る。センサは、導電性ファブリックおよび糸などの埋込型ファブリックによってファブリックに統合され得る。補助的な可撓性スーツ１００に統合されるセンサは、スーツの既存のウェビングおよび弾性要素と直接一致していてもよい。補助的な可撓性スーツ１００に統合されるさらなるセンサによって、補助的な可撓性スーツ１００の内部の複数の検知モードが達成されるように、検知層の組合せが可能となり得る。たとえば、力および動作がどのように埋込型マイクロチャネルを変形させ、それによって導電性液体ワイヤに沿った電気抵抗経路を変更するかに依拠する、生体適合性の導電性流体が、単独でまたは統合された埋込型ファブリックと組合されて用いられ得る。エラストマーメカニズムおよびマイクロチャネル経路の設計が所望の検知モードをもたらす。
【０１５７】
センサを補助的な可撓性スーツ１００に統合すると、センサは、スーツと個人との間の力を支持する体のいくつかの領域における物理的インターフェイスにおける圧力レベルを測定することが可能になる。そのような領域は、腸骨稜などの骨ばった領域を含み得る。軟性材料に基づいた統合型センサはコンフォーマルであり、軽量であり、非制限的である。そのような統合型センサは、ピーク力または位置プロファイルを調節してそれらの領域の圧力を所望の快適制限内に保つために、そのような領域における情報をリアルタイムで提供し得る。補助的な可撓性スーツ１００によって個人に伝達される圧力は、着用者の解剖学的構造、補助的な可撓性スーツ１００、および補助的な可撓性スーツ１００と着用者との間のインターフェイスに依存する。
【０１５８】
センサを補助的な可撓性スーツ１００に統合するさらなる具体的な点は、呼吸数監視のための胸部に、および血圧監視のためなどの血流を登録する場所にあり得る。補助的な可撓性スーツに統合されるこれらのセンサからの測定値は、力伝達要素と補助的な可撓性スーツ取付点との交差点におけるロードセルなどの他のセンサからの情報と組合せられ得る。ソフトセンサからの情報を用いて、異なる人間動作を検出し、歩様事象についての情報を提供することができる。
【０１５９】
胸部に関して、１つの具体的なセンサは、個人の心拍数、呼吸数、体温、およびガルバニック皮膚反応を監視可能な胸部ベルトであり得る。胸部ベルトは、代替的にまたは付加的に、心電図（ＥＫＧ）、筋電図（ＥＭＧ）、皮膚導電率、および血液酸素含量を測定してもよい。胸部ベルトは随意に、補助的な可撓性スーツ１００全体のセンサから同期データを収集するための小型マイクロコントローラ（埋込型バッテリ付き）を含んでもよい。収集された同期データを分析して、個人の簡潔な疲労および身体状態を判断することができる。
【０１６０】
一実施形態では、例示目的に過ぎないが、補助的な可撓性スーツ１００とともに用いられるセンサはコンプライアントであり（たとえば関節トルク抵抗＜０．１７％）、高感度であり（たとえばゲージ率＞２．２）、１５００周期にわたって電気的および機械的に安定しており（たとえば＜２％の変化）、伸長性である（たとえば極端な場合における破損で３９６％に伸びる）。
【０１６１】
補助的な可撓性スーツ１００に取付けられる、および／またはその周りに位置するセンサの神経系全体を用いて、センサからの情報を分析し、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の姿勢および／もしくは速度、または補助的な可撓性スーツ１００のパワーを推定することができる。たとえば、モータ位置、歩様周期中の位置、運動学的モデル、およびスーツ−人間インタラクション力−変位モデルを測定するセンサから、情報を分析して、人間へのおよび人間からのパワー／エネルギ、スーツ摺動、補助的な可撓性スーツ１００がどのように個人を押しているか、ならびに歩様に対する影響を判断することができる。
【０１６２】
個人に供給される力、および補助的な可撓性スーツ１００の異なる部分における個人／補助的な可撓性スーツインタラクション力を監視すると、システムの性能の監視も可能にしつつ、異なる状況下で安全で十分な補助を提供することができる。そのような監視によって、これらのインタラクションを監視する適合的な高度な制御方法も可能となる。力伝達要素内の張力の監視、ならびに補助的な可撓性スーツウェビングのウェビングおよび／またはファブリック内の個人／補助的な可撓性スーツインタラクション力の監視など、これらのインタラクションを監視するいくつかの異なるセンサ種類が用いられてもよい。
【０１６３】
さらに、ノイズはどのような形態であれ（たとえば音声および／または視覚）、感覚に干渉すると考えられる。しかし、一定のシステム内のある種のノイズの存在は情報伝達を高めることができる。人間触覚および固有受容感覚網はそのようなシステムの例である。ＳＨＲセンサは、固有受容を増加させるおよび／または負傷緩和を提供する感覚閾値未満ハプティック刺激（below-sensory threshold haptic stimulations）を提供し得る。そのようなセンサは歩行時の人間固有受容を増加させることができ、これによって、負傷することの多い靭帯、ならびに足底屈および背屈に関する足関節などの、運動に対する関節を安定させることに寄与する腱を向上させることができる。
【０１６４】
たとえば、補助的な可撓性スーツ１００は、ファブリックに埋込まれ、膝関節および足関節に近接して位置する圧電セラミック要素を含んでもよい。これらの要素は、閾値未満のおよび閾値を超える機械的振動の両方を供給可能である。閾値未満の刺激は関節レベル意識を高め、これは、オフボード制御システム２００が（たとえばアウェアネスエンジンを介して）が疲労の開始を検出すると、バランス／固有受容の損失を補償することができる。圧電セラミック要素はさらに、医療提供者および／または個人が適切に適合できるように、医療提供者および／または個人に、歩様の破綻または極度の身体的ストレス、またはハードウェア故障を警告する閾値を超えるフィードバックが可能である。
【０１６５】
ハプティックフィードバックユニットには膝関節および／または足関節ブレースが装備されてもよく、これはオフボード制御システムに接続されて統合され得る。関節に刺激を印加する確率ハプティック共鳴（stochastic haptic resonance：ＳＨＲ）センサが装備されたブレースは、関節内の腱および靭帯の内部の根底にある異常を向上させ得る。靭帯破裂および捻挫などの膝関節および足関節の負傷は、固有受容の大幅な減少の原因となっている。足関節の機能的不安定性（functional ankle instability：ＦＡＩ）は衰弱および反復性の捻挫を特徴とする。これらは身体活動時の一般的な負傷を表わし、将来の足関節負傷の強力な指標である。
【０１６６】
一例として、ＳＨＲセンサは、補助的な可撓性スーツ１００の周りの以下の場所の一方または両方に位置決めされ得る。第１の位置は、外側靭帯より浅層の、足の外側背部にある。この位置はさらに、長腓骨筋、短腓骨筋、長指伸筋、および第３腓骨筋より浅層である。長腓骨筋および短腓骨筋は足底屈を助けるのに対して、長指伸筋および第３腓骨筋は背屈を助ける。第２の位置は、ヒラメ筋および腓腹筋腱上のアキレス腱の内側にある。この位置は、足関節の内部で足底屈を促進するのを助ける。これらの刺激位置を用いて、補助的な可撓性スーツ１００は、ＳＨＲセンサを介して、負傷することの多い靭帯、ならびに足関節足底屈および背屈を安定させることに寄与する腱に影響を及ぼし得る。そのような確率共鳴刺激は、機械的であるにしろ、電気的であるにしろ、またはその両方であるにしろ、リハビリテーションを向上させ得る。神経可塑性とは、傷付いた制御経路をバイアスするための、または新たなスキルを学ぶための新たな神経制御経路を作り出すことによって自身を修復するかリモデルする神経系の能力を指す。この効果は、反復学習技術によって麻痺肢を再び使用することを学習する脳卒中患者によく見られる。しかし、これは脳卒中に限定されない。機械受容器感覚フィードバックはこの神経可塑性処理に極めて重要であり、確率共鳴は機械受容器の感度を向上させることがわかっている。したがって、確率共鳴を適用すると、神経系が損傷した患者のリハビリテーションを向上させることができる。この効果は、電気的なＳＲ刺激がラットの神経可塑性に永続的な良い影響を有することが判明した、脳卒中リハビリテーションのラットモデルを用いた非公開の研究で実証されている。刺激療法の後の機能的ゲインは、刺激を取除いた後も維持された。
【０１６７】
力伝達要素は、力を伝達可能な任意の構成要素であり得る。上述ではボーデンケーブルなどとして一般的に説明されているが、力伝達要素は代替的に、流体筋肉アクチュエータ、ウェビングストラップ、電気活性材料アクチュエータ（たとえばポリマーもしくは形状記憶合金）、能動または受動クラッチ、およびマイクロチャネル内の非ニュートン流体を含んでもよい。ボーデンケーブルに関しては、そのような力伝達要素は、シースで囲まれた金属ケーブルを含む。
【０１６８】
さらに、力伝達要素は、力を発生可能な任意の要素であり得る。力を発生させる力伝達要素の例は、ばね、ダンパ、ならびに、そのような要素に対して選択的に係合および解放可能な能動または受動クラッチに加えてばね−ダンパシステムとして挙動する他の材料および／または形状を含む。
【０１６９】
力伝達要素は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の体の周りの１つの以上の歩様モーメントを修正する。力伝達要素は、足関節足底屈などについては腓腹筋およびヒラメ筋に、股関節屈曲などについては大腿四頭筋に、股関節伸展および膝関節屈曲などについては臀筋およびハムストリングに力を印加し得る。
【０１７０】
股関節伸展に関して、ウェビングストラップはアクチュエータを大腿アタッチメントに取付け得るが、ボーデンケーブルなどのその他の力伝達要素が用いられてもよい。一実施形態では上述のように、力センサはウェビングストラップ内に、またはウェビングストラップと直列に埋込まれてもよい。力センサは、ウェビングストラップ内の力を測定し、測定した力を、たとえば、ループ内の医療提供者による監視のためにオフボード制御ユニット２００に中継し得る。そのような構成によって、個人の股関節動作を追跡する力制御ループを代わりに閉じることによって、システムをフットスイッチなしで動作させることができる。補助トルクが歩様周期中の適切な時間に股関節に印加されてもよい。
【０１７１】
具体的には、オフボード制御ユニット２００は、大腿アタッチメントを介して股関節伸展を制御し、ヒールストライクの少し前に開始する股関節モーメントを補助して脚を減速させ得る。この補助は地面へのヒールストライクの直後まで継続し、着地のショックを吸収して体が反跳するのを助ける。オフボード制御ユニットは歩様周期中の約２０％でピークに達する補助力を生じさせ、オフボード制御ユニットは正常な股関節モーメントの約２５％を印加し得る。股関節伸展を補助することは、平地歩行に有用であるだけでなく、上り坂および下り坂歩行、階段の昇降、ならびに座位から立ち上がることにも有用である。たとえば、これらの運動は、増加した股関節伸展トルクを有するためである。
【０１７２】
股関節屈曲に関して、補助的な可撓性スーツ１００は、腰ベルトと、２つの大腿ブレースと、大腿ブレースの落下を防止するための脚の両側の２つの伸縮性ウェビングストラップとを含み得る。力伝達要素は、腰ベルト上のアンカー点と大腿ブレース上のアンカーとの間に延びて、ボーデンケーブルが引込んだときなど、力伝達要素が作動されると股関節の周りに屈曲トルクを生じさせ得る。この構成は、あるいは、個人に対して反対にされ、股関節伸展トルクを発生させるために用いられてもよい。力伝達要素の作動は、たとえば、以下に説明される構成に基づいて、オフボード作動システム２００によって達成される。
【０１７３】
足底屈および股関節屈曲に関して、補助的な可撓性スーツ１００は、一連のウェビングストラップおよびファブリックを介して脹脛の後部と腰との間に力を伝達する。この屈曲を作動させるために、ボーデンケーブルなどの力伝達要素が、たとえばオフボード制御システム２００から個人の足関節に延びる。補助的な可撓性スーツ１００は、脹脛の後部で力伝達要素に取付けられる。一例としてボーデンケーブルに関して、補助的な可撓性スーツ１００はボーデンケーブルのシースに取付けられてもよい。シースの内部のケーブルはこの点から踵の後部に下向きに延び、ここでケーブルは、たとえば個人のブーツまたは靴などの足アタッチメントにアンカー要素を介して取付けられる。力伝達要素が作動されると、足関節の後部が上向きに引張られ、補助的な可撓性スーツの底部が下向きに引張られる。軟性外骨格スーツ１００は次に力を個人の腰へと上向きに伝達するため、骨盤が下向きに引張られる。そして、着用者の骨格構造は、この下向きの力を下向きに足関節に、かつ足を介して地面に伝達し返す。
【０１７４】
上述の態様によると、補助的な可撓性スーツは、下層の筋肉組織と平行に力を体に印加し、個人の筋肉が必要とする作業を減少させる。同時に、作動は、歩様モーメントを修正することによって筋肉の運動を修正する。
【０１７５】
一実施形態では、１つ以上のアクチュエータが、補助的な可撓性スーツ１００を介して接続される個人にまたは個人の上に位置し得る。図２０Ａは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、補助的な可撓性スーツを着用している個人の背面図（図２０Ａ（Ｉ））および側面図（図２０Ａ（ＩＩ））を示す。アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂが、たとえばバックパック２０１１の両側において補助的な可撓性スーツに取付けられ得る。アクチュエータ２００１ａは、力伝達要素２００３ａおよび２００３ｂを介して個人の股関節に接続し得る。アクチュエータ２００１ｂは、力伝達要素２００３ｃおよび２００３ｄを介して個人の足関節に接続し得る。非限定的な例では、力伝達要素２００３ａから２００３ｄはボーデンケーブルであってもよい。ボーデンケーブルが力伝達要素２００３ｃおよび２００３ｄを構成している状態で、ボーデンケーブル２００３ｃおよび２００３ｄのワイヤ２００５ａおよび２００５ｂは個人の足関節の作動点で露出してもよく、ここで、ワイヤ２００５ａおよび２００５ｂは個人の靴に接続されたアンカー要素２００７ａおよび２００７ｂに接続する。
【０１７６】
アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂは個人の両側においてバックパック２０１１を介して補助的な可撓性スーツに接続していると示されているが、アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂは、開示の精神および範囲から逸脱することなく、両アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂが個人の同じ側に、バックパック２０１１の上方および／または下方に、個人の股関節上におよび／または足関節の周りに、個人の脚（たとえば大腿または脹脛）上にあるなどの、他の構成に従って補助的な可撓性スーツに接続してもよい。さらに、力伝達要素２００３ａ〜２００３ｄのルートは、アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂの場所に依存して異なり得る。
【０１７７】
たとえば、図２０Ｂは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、補助的な可撓性スーツを着用している個人の背面図（図２０Ｂ（Ｉ））および側面図（図２０Ｂ（ＩＩ））を示す。バックパック２０１１に接続される代わりに、アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂは、たとえばパワーベルト２００９の両側で補助的な可撓性スーツ１００に取付けられてもよい。パワーベルト２００９は随意に、１つ以上の付加的なバッテリなどの、アクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂのための１つ以上の付加的な電源を含んでもよく、または、パワーベルト２００９は１つ以上のバッテリを完全に含んでもよい（たとえばアクチュエータ２００１ａおよび２００１ｂは統合型電源を有さない）。先と同様に、アクチュエータ２００１ａは、力伝達要素２００３ａおよび２００３ｂを介して個人の股関節に接続し得る。アクチュエータ２００１ｂは、力伝達要素２００３ｃおよび２００３ｄを介して個人の足関節に接続し得る。ここでも、一例として、力伝達要素２００３ａから２００３ｄはボーデンケーブルであってもよい。ボーデンケーブルである力伝達要素２００３ｃおよび２００３ｄに関して、ボーデンケーブル２００３ｃおよび２００３ｄのワイヤ２００５ａおよび２００５ｂは個人の足関節の作動点で露出してもよく、ここで、ワイヤ２００５ａおよび２００５ｂは個人の靴に接続されたアンカー要素２００７ａおよび２００７ｂに接続する。
【０１７８】
図２０Ｃは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、アクチュエータの分散構成を示す。具体的には、図２０Ｃは、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の背面図（図２０Ｃ（Ｉ））および側面図（図２０Ｃ（ＩＩ））を示す。分散構成は４つのアクチュエータ２０１３ａから２０１３ｄを含み、アクチュエータ２０１３ａおよび２０１３ｂはパワーベルト２００９に接続され、アクチュエータ２０１３ｃおよび２０１３ｄは個人の脹脛上に位置する脹脛アタッチメント２０１５ａおよび２０１５ｂに接続される。アクチュエータ２０１３ａおよび２０１３ｂの各々は、股関節屈曲および／または股関節伸展のためなどに、異なる股関節を作動させ得る。アクチュエータ２０１３ｃおよび２０１３ｄの各々は、足底屈および／または背屈のためなどに、異なる足関節を作動させ得る。図２０Ｃに示されるアクチュエータの分散構成によると、特定目的のために構成されたアクチュエータを、当該特定目的に関連している身体部分に近接して配置することによって、力伝達の効率を向上させることができる。
【０１７９】
たとえば、個人の右足およびアクチュエータ２０１３ｄに関する一実施形態では、半剛性の足アタッチメント（図示せず）がアクチュエータ２０１３ｄおよび個人の右足と機械的に協働していてもよい。半剛性の足アタッチメントは、靴の内部および／または外部などの右足の下方の剛性かつ可撓性部材と、剛性部材から上向きに延びる支持部との組合せを含んでもよい。支持部は、足関節の周りの動作に対応する関節における半剛性部材に接続してもよい。半剛性の足アタッチメントはアクチュエータ２０１３ｄに機械的に結合されてもよい。上述のように、アンカー要素２００７ｄに接続されるアクチュエータ２０１３ｄおよび力伝達要素２００３ｄを作動させると足底屈力が発生する。アクチュエータ２０１３ｄに結合される半剛性の足アタッチメントを含めることによって、足底屈力と反対の、かつ足底屈力に対応する反動力が、少なくとも部分的に、半剛性の足要素に分散され得る。したがって、アクチュエータ２０１３ｄによって足関節に発生する付加的な足底屈力は、補助的な可撓性スーツ１００を介して足底屈力に対応する力全体を支える個人の骨格構造にではなく、半剛性の足アタッチメントに分散され得る。半剛性の足アタッチメントは、スタンドアローンデバイスとして、または補助的な可撓性スーツ１００のテキスタイル構成要素と組合されて用いられ得る。
【０１８０】
さらに、アクチュエータ２０１３ａから２０１３ｄの分散構成によると、アクチュエータ２０１３ａから２０１３ｄの各々は、足底屈、背屈、股関節伸展、股関節屈曲などの、単関節の周りの単一の自由度のために構成されてもよい。しかし、たとえばアクチュエータ２０１３ｄに関して示されるように、アクチュエータ２０１３ｄは、右足関節の周りに足底屈力および背屈力の両方を印加するように構成されてもよい。実際に、単一のアクチュエータが、結合が足底屈および背屈に限定されないように２つの他の自由度または関節を結合することができる。さらに、単一のアクチュエータが、矢状面、冠状面、および横断面の２つ以上の内部の自由度を結合するなど、異なる運動平面内の自由度を結合することができる。上述のように、足底屈力は、アクチュエータ２０１３ｄによって力伝達要素２００３ｄを介してアンカー要素２００７ｂに印加され得る。さらに、背屈力は、アクチュエータ２０１３ｄによって、右足上の背屈アタッチメント２０１７に接続された力伝達要素２００３ｅを介して印加され得る。一例として、足底屈および背屈は、力の位相が互いにずれていることに基づいて、同じアクチュエータによって同じ足に印加されてもよい。アクチュエータ２０１３ｄのそのような構成の詳細は、図２１および図２２Ａから図２２Ｃに関連して以下に詳細に説明される。
【０１８１】
具体的には、図２１は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、図２０Ａ〜図２０Ｃの図が示すような、単一のモータで２つの作動を制御するために用いられ得るマルチラッププーリーシステム２１００を示す。マルチラッププーリーシステム２１００は、プーリー２１０１に巻付けられた２つの力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂを有するマルチラッププーリー２１０１を含む。単一の半径を有して示されているが、プーリー２１０１は速度および／またはトルクが異なる２つ以上の歩様モーメントを修正するように２つ以上の半径を有してもよい。力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂはボーデンケーブルであってもよいが、他の力伝達要素は同じ構成内で用いられてもよい。一方の力伝達要素（たとえば２１０３ａ）は方向２１０５ａ（たとえば時計回り）においてプーリー２１０１に巻付けられ得、他方の力伝達要素（たとえば２１０３ｂ）は反対方向２１０５ｂ（たとえば反時計回り）においてプーリー２１０１の周りに巻付けられ得る。一例として、力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂを有して構成されるマルチラッププーリー２１０１は最大で１５インチのケーブル移動を提供可能であり、これによって、たとえば、個人の股関節および足関節を補助するために十分な移動量が保証される。
【０１８２】
作動がシステムに印加されない状態では、マルチラッププーリーシステム２１００を介した力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂは弛んでいてもよい。あるいは、作動がシステムに印加されない状態では、両方の力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂが張力下にあってもよい。すなわち、マルチラッププーリー２１０１ならびに力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂの配置は、システムが張力下で従事するようなものであってもよい。そのような張力は、図１７Ａ〜図１７Ｄに関連して上述したように印加および／または修正されてもよい。さらに、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人のニーズに依存して、力伝達要素２１０３ａを介して左足関節に伝達されるのと比較して、より大きい張力が力伝達要素２１０３ｂを介して個人の右足関節に供給されるなど、異なる張力が力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂに印加されてもよい。
【０１８３】
プーリー２１０１を方向２１０５ａ（たとえば時計回り）に回転させるなどのマルチラッププーリーシステム２１００の第１の動作では、張力が力伝達要素２１０３ａに印加され得、弛みが力伝達要素２１０３ｂに印加され得る。マルチラッププーリー２１０１を方向２１０５ｂ（たとえば反時計回り）に回転させるなどのマルチラッププーリーシステム２１００の第２の動作では、張力が力伝達要素２１０３ｂに印加され得、弛みが力伝達要素２１０３ａに印加され得る。マルチラッププーリー２１０１の上記の動作によると、作動は、たとえば、プーリー２１０１に取付けられた単一のモータを用いて、２つの関節に印加され得る。
【０１８４】
たとえば、マルチラッププーリーシステム２１００は図２０Ａのアクチュエータ２００１ｂに適用されてもよい。マルチラッププーリーシステム２１００の第１の動作は、（図２０Ａの力伝達要素２００３ｃを構成している）力伝達要素２１０３ａに張力を印加することによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の左足関節を作動させてもよい。反対に、マルチラッププーリーシステム２１００の第１の動作は、（図２０Ａの力伝達要素２００３ｄを構成している）力伝達要素２１０３ｂに弛みを印加することによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の右足関節に弛みを印加してもよい。
【０１８５】
マルチラッププーリーシステム２１００の第２の動作は、（図２０Ａの力伝達要素２００３ｄを構成している）力伝達要素２１０３ｂに張力を印加することによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の右足関節を作動させてもよい。反対に、マルチラッププーリーシステム２１００の第２の動作は、（図２０Ａの力伝達要素２００３ｄを構成している）力伝達要素２１０３ａに弛みを印加することによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の左足関節に弛みを印加してもよい。
【０１８６】
歩行時に補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の歩様モーメントを修正することに関する具体的な実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の各脚は、張力がいつ印加されるかに関して自身の特性を有し得る。たとえば、右脚に関して、マルチラッププーリー２１０１は、第１の位置（たとえば歩様周期中の約２８パーセント）で張力位置に回転させられ得る。この第１の位置では、右脚内の力は、着用者の運動学のために受動的に増加し始める。第２の位置（たとえば歩様周期中の約４６パーセント）では、マルチラッププーリー２１０１はさらに回転して、補助的な可撓性スーツ１００を介して右脚に付加的な力を生じさせ得る。付加的な力は、個人の右足関節の周りの歩様モーメントを能動的に修正し得る。この力は、右脚の足関節が持上がってスイングし始めるため、第３の位置（たとえば歩様周期中の約５６パーセント）で減少し始める。たとえば力が２０ニュートン（Ｎ）未満である第４の位置（たとえば歩様周期中の６７パーセント）では、マルチラッププーリー２１０１は第１の方向と反対方向に回転し始め、左脚が受動的に張力をかけられ得る位置に即座に移動する。上述のスキームは次に、左脚について繰返される。しかし、左脚の張力印加点は異なっていてもよい。たとえば、張力は、個人の歩様のニーズおよび特性に依存して、歩様周期の２８パーセント未満で開始して左脚に印加されてもよい。個人の左右の脚に関連して説明されたが、上述のような他の身体部分も上記と同様の態様で作動され得る。
【０１８７】
上述のように、第１から第４の位置などの歩様時の位置は、補助的な可撓性スーツ１００の内部のセンサによって検出され得る。取得された感覚情報に基づいて、オフボード制御ユニット２００は、定義済のモータ軌道を動作させるべき正確なタイミングを推定することができる。したがって、センサ信号を用いて、モータ軌道を個人の歩様と同期させる。予め定められた位置プロファイルに従うことによって、モータは、たとえば第１の状態で開始し、第１の動作および第２の動作に進み、上述の手順が以降の歩様周期について繰返される。
【０１８８】
上述に従うと、引込んだ力伝達要素が１つの関節の歩様モーメントを修正するように作動すると、別の関節に取付けられた力伝達要素は、関節動作が妨げられないことを保証する特定の弛み量を有する。したがって、単一のモータの内部のアクチュエータは多関節作動を提供可能である。１つのモータを用いて２つの関節を動作させるには、各関節の引張り時間の位相が互いにずれていることが必要であるため、モータは交互に各関節にトルクを印加することができる。一実施形態では、たとえば、モータが（たとえばボーデンケーブルの場合に）力伝達要素を巻取って弛ませることができるように、トルクが一方の関節に印加される時と他方の関節に印加される時との間に短い期間があってもよい。作動すべき関節が同じ脚にあり、通常は同時に作用しない、または作動期間が重なって作用する（たとえば足関節足底屈および股関節屈曲）場合は、作動すべき２つの関節は、右脚の足関節および左脚の股関節など、別々の肢にあってもよい。これによってタイミングの位相をずらすことができる。
【０１８９】
２つの力伝達要素は、個人の片脚の足関節および股関節に関して歩様モーメントを修正するなど、１本の肢上の２つの身体部分に接続されてもよい。あるいは、２つの力伝達要素は、異なる肢上の同じ身体部分種類の２つの身体部分に接続されてもよい。たとえば、２つの力伝達要素の各々は、個人の各脚の別個の足関節に接続されてもよい。しかし、一方の力伝達要素が弛緩しているときに他方の力伝達要素に張力が印加されると仮定して、２つの力伝達要素の作動によって印加される歩様モーメントの修正の位相がずれている限り、他の構成も可能である。ボーデンケーブルの場合の長さなどの、力伝達要素の特性に依存して、１つのモータしか用いられていないが、補助的な可撓性スーツに事前に張力を印加することによってスーツの受動ばね特性を利用することも依然として可能である。モータは、２つの力伝達要素に接続された両方の身体部分に張力が印加され続けるように、中間位置に保持されてもよい。
【０１９０】
一実施形態では、同じモータが、当該モータが２つの力伝達要素に接続されるプーリーにモータが接続されていることに基づいて、２つの異なる関節を作動させてもよい。たとえば足関節の場合など、制御される関節が同じ速度およびトルクを必要とする場合、同じプーリー半径が優先的に用いられ得る。プーリー半径が等しいこのように制御され得る関節の組合せの例には、右足関節足底屈および左足関節足底屈、右足関節足底屈および右足関節背屈、右股関節伸展および左股関節伸展、ならびに右股関節屈曲および左股関節屈曲がある。これらの組合せは両脚の同じ関節、または同じ脚の関節の両方向であるため、それらは当然位相が互いにずれることになる。しかし、作動される同じ関節を両脚に有する（たとえば右足関節足底屈および左足関節足底屈）と、ジャンプなどの両足関節が同時に足底屈する状況で装置を使用することができない。しかし、歩行または走行などの動作については、両脚は当然位相がずれることになる。
【０１９１】
関節が異なる速度および／またはトルクを必要とする場合、異なるサイズの半径を有する単一のプーリーを用いて異なる速度および／またはトルクを印加してもよい。このように制御され得るがプーリー半径が異なる関節の組合せの例には、右足関節足底屈および右股関節伸展、ならびに右足関節足底屈および左股関節屈曲がある（互いに位相がずれているように反対の脚が必要である）。
【０１９２】
図２２Ａは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、図２１のマルチラッププーリーを用いるアクチュエータシステム２２００を示す。アクチュエータシステム２２００は、モータ２２０１、モータコントローラ２２０３、ロジックコントローラボード２２０５、および１つ以上のバッテリ２２０７を含む。モータ２２０１はカセット２２１１に接続され、当該カセットは、上述のように単一のモータ２２０１で（図２１の力伝達要素２１０３ａおよび２１０３ｂに対応する）少なくとも２つの力伝達要素２２１７ａおよび２２１７ｂを駆動する、図２１のマルチラッププーリー２１０１を収容する。モータ２２０１は、遊星ギアボックスなどのギアボックス２２０１ａを介してマルチラッププーリー２１０１に接続し、プーリー２１０１に関してモータ２２０１の回転を修正し得る。モータ２２０１は、モータコントローラ２２０３およびロジックコントローラボード２２０５に締結され得、モータ２２０１およびモータコントローラ２２０３の１つ以上の温度を調節するためのヒートシンク２２０９がそれらの間に存在している。１つ以上のバッテリ２２０７はロジックコントローラボード２２０５の底部に取付けられる。１つ以上のバッテリ２２０７は、素早いバッテリ交換を可能にする１つ以上のラッチ（図示せず）を用いて固定され得る。
【０１９３】
モータコントローラ２２０３はモータ２２０１を整流し、ロードセル、フットスイッチ、ジャイロスコープ、およびソフトセンサなどの、補助的な可撓性スーツ１００全体のセンサを用いて、センサおよび他の入力（たとえばループ内の医療提供者および／または着用者入力）に基づいてモータ２２０１の動作を命じる制御アルゴリズムを実行する。モータコントローラ２２０３は、さまざまな装置同士の間の、高速ＣＡＮバス接続などの、高速接続を介して実現可能なＣＡＮＯｐｅｎプロトコルなどのオープンプロトコルを用いて、モータ２２０１および／またはロジックコントローラボード２２０５と通信し得る。ロジックコントローラボード２２０５はさらに、データロギング、同期化、およびプログラミングのためのＵＳＢシリアル接続を介して、オフボード制御システム１００などにある端末と通信し得る。代替的にまたは付加的に、ロジックコントローラボード２２０５は、Ｗｉ−Ｆｉ、Bluetooth（登録商標）、近距離接続（ＮＦＣ）等の無線接続を介して端末と通信してもよい。さらに、ロジックコントローラボード２２０５は、１つ以上の制御アルゴリズムを実行する１つ以上のプログラムを記憶する記憶スペース（たとえば５１２ｋｂ）を含んでもよい。アクチュエータシステム２２００は、モータ２２０１の温度およびバッテリ２２０７の電圧などのアクチュエータシステム２２００の状態を測定し、故障がないかを確認する付加的な内部センサを含んでもよい。
【０１９４】
示されるように、モータ２２０１、モータコントローラ２２０３、ロジックコントローラボード２２０５、および１つ以上のバッテリ２２０７は縦方向に積層されてアクチュエータシステム２２００の主要な寸法を規定し、必要なスペースを減少させ得る。
【０１９５】
上述のように、カセット２２１１は図２１のマルチアプローチプーリー２１０１を組込んでいる。カセット２２１１は、カセット２２１１がモータ２２０１を封入しているハウジング（図示せず）に対して容易に取付および取外し可能であるように、１つ以上のラッチ（図示せず）を含んでもよい。ラッチは、たとえば、それらが押し下げられるとカセット２２１１が解放されてモータ２２０１から即座にイジェクトされるように成形されてもよい。したがって、カセット／ラッチ構成によって、カセット２２１１をモータ２２０１から素早くかつ容易に取出すことができる。
【０１９６】
カセット２２１１はさらに、１つ以上のセンサに接続し、かつ当該センサから測定値を受信するための、入力２２１３ａ，２２１３ｂおよび２２１３ｃなどの１つ以上の入力を含む。たとえば、入力２２１３ａおよび２２１３ｂは、個人の足関節に位置するジャイロスコープからの入力用であってもよい。入力２２１３ｃは、力伝達要素と補助的な可撓性スーツとの間の接続点に位置する力センサからの入力用であってもよい。
【０１９７】
カセット２２１１はさらに、力伝達要素２２１７ａおよび２２１７ｂをマルチラッププーリーの溝内に案内するスリーブアタッチメント２２１５ａおよび２２１５ｂを含んでもよい。スリーブアタッチメント２２１５ａおよび２２１５ｂによって、力伝達要素２２１７ａおよび２２１７ｂを素早くかつ容易に交換することができる。力伝達要素２２１７ａおよび２２１７ｂとしてのボーデンケーブルの場合、ワイヤおよびシースの両方を素早く交換できる。したがって、スリーブアタッチメント２２１５ａおよび２２１５ｂによって、カセット２２１１を解体することなく力伝達要素２２１７ａおよび２２１７ｂを交換することができる。
【０１９８】
マルチラッププーリー２１０１を有する単一のカセット２２１１として図示および説明されているが、一実施形態では、カセットは単一の力伝達要素を有する単一のプーリーを含んでもよい。単一のカセットは、カセットの片側の係合部材を用いて、アクチュエータシステム２２００のモータ２２０１に係合し得る。カセットの反対側は付加的な係合部材を含んでもよい。この付加的な係合部材は、同様に構成されたカセットの係合部材に係合し得る。この構成によると、２つ以上のカセットが、単一のモータ（たとえばモータ２２０１）で２つ以上の自由度を制御できるようにモータ２２０１に直列に接続され得る。さらに、別個のカセットの各々は、直列に接続された別のカセットと同じまたは異なる半径を有する別個のプーリーを有してもよい。本明細書中に記載されるように、異なる半径を有する異なるプーリーを組合せて用いて、個人の複数の異なる身体部分（たとえば股関節および足関節）を単一のモータで制御してもよい。異なる半径を有する異なるプーリーを異なるカセットに含めることによって、システムは、アクチュエータシステム２２００が補助を提供する関節および／または身体部分におけるより大きく動的な柔軟性を可能にする。
【０１９９】
一例として、モータ２２０１はMaxon MoterのEC-4poleブラシレスＤＣモータであってもよい。モータコントローラ２２０３はCopley ControlsのAccelnet Plus 1-Axis Moduleモータコントローラであってもよい。ロジックコントローラボード２２０５はAtmelのAT91SAM3X8Eマイクロコントローラであってもよい。バッテリ２２０７は１つ以上の充電式Ｌｉ−Ｐｏバッテリであってもよい。（便宜上）示されていないが、アクチュエータシステム２２００は、オフボード制御システム２００に接続するために、ＲＳ−２３２シリアル接続および／またはＲＪ−４５ジャックなどのインターフェイスを含んでもよい。そのような接続によって、たとえば、ループ内の医療提供者が、アクチュエータシステム２２００の１つ以上の制御プロファイルを調節して、補助的な可撓性スーツ１００によって提供される補助を修正することが可能となり得る。列記される例示的な構成要素によると、例示的なアクチュエータシステムは、長電池寿命で高性能のための高出力作動（たとえば３００ワット（Ｗ））および低出力制御／処理電子部品（たとえば１Ｗ未満）を提供可能である。
【０２００】
一実施形態では、アクチュエータシステム２２００内部の電気サブシステムは互いに絶縁されている。たとえば、アクチュエータシステム２２００の内部のサブシステムは、エネルギを浪費し、電気的干渉を引起こし、構成要素を損傷させ得る接地ループを防止するようにガルバニック絶縁されている。一例として、ロジックコントローラボード２２０５はモータ２２０１、モータコントローラ２２０３、および１つ以上のバッテリ２２０７から絶縁されている。さらに、同一の補助的な可撓性スーツ１００の内部の複数のアクチュエータシステム２２００同士の間のすべての接続も絶縁されていてもよい。複数のアクチュエータシステム２２００同士の間の、および単一のアクチュエータシステム２２００の内部のサブシステム同士の間の絶縁は、センサ（ロードセルなど）からの微細信号中のノイズを減少させるのに役立ち、モータ２２０１が加速および減速するにつれて高電流からのロジック部分がバッテリから引出されてバッテリに押戻されるのを防止する。
【０２０１】
図２２Ｂおよび図２２Ｃは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、図２２Ａのアクチュエータシステム２２００の代替のアクチュエータシステムを示す。図２２Ｂを参照して、代替のアクチュエータシステムは、スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａであってもよい。スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａはモータ２２２１を含む。スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａの内部に用いられるモータは、アクチュエータシステム２２００およびマルチラッププーリー２１０１に関して上述したのと同じモータであってもよい。モータ２２２１はギアボックス２２２３に接続し、当該ギアボックスはシャフトカプラ２２２５を介してシャフト２２２７に接続する。シャフト２２２７は、ベアリング２２３１ａおよび２２３１ｂがフレーム２２２９の内部にある状態でフレーム２２２９によって支持されるため、シャフト２２２７はフレーム２２３９に係合しつつ自由に回転できる。力伝達要素２２３３は一端がシャフト２２２７に巻付けられ、他端がアンカー要素（図示せず）に接続されてもよい。一実施形態では、力伝達要素２２３３は、シャフト２２２７に巻付き可能なSpectra（登録商標）フィラメント線などのストリングまたはケーブルであってもよい。シャフト２２２７の直径は、力伝達要素２２３３の可撓性がシャフト２２２７に巻付くのに十分であるべきであるように、たとえば４から５ミリメートル（ｍｍ）であってもよい。上述のスプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａは、上述のアクチュエータシステム２２００の代替としてまたはそれに加えて（分散構成などにおいて）用いられてもよい。スプール型ストリングアクチュエータ２２２０に関する一実施形態では、スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａのモータの電流が監視され、スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａが個人に供給する力が推定され得る。
【０２０２】
図２２Ｃは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、アクチュエータシステム２２００から修正された代替のアクチュエータシステムを示す。スプール型ストリングアクチュエータ２２２０ａと同様に、修正された代替のアクチュエータシステム２２２０ｂはスプール型ストリングアクチュエータであってもよいが、シャフトが延長されていてもよい。すなわち、延長されたスプール型ストリングアクチュエータ２２２０ｂはギアボックス２２２３に接続されたモータ２２２１を含み、当該ギアボックスはシャフトカプラ２２２５を介してシャフト２２３７に接続される。モータ２２２１、ギアボックス２２２３、およびシャフトカプラ２２２５は、図２２Ｃに関して上述したのと同じものであってもよい。
【０２０３】
シャフト２２３７は、ベアリング２２３９ａ，２２３９ｂおよび２２３９ｃがフレーム２２３５の内部にある状態でフレーム２２３５によって支持されるため、シャフト２２３７はフレーム２２３５に係合しつつ自由に回転できる。シャフト２２３７は部分２２３７ａおよび２２３７ｂを含んでもよく、ベアリング２２３９ｂが２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂを分離している。２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂによって、２つの別個の力伝達要素２２４１ａおよび２２４１ｂが互いに干渉することなくシャフト２２３７に接続できる。上述の力伝達要素２２３３と同様に、力伝達要素２２３７ａおよび２２３７ｂは一端がシャフト２２３７に巻付けられ、他端がアンカー要素（図示せず）に接続してもよい。さらに、力伝達要素２２４１ａおよび２２４１ｂは、シャフト２２３７に巻付き可能なSpectra（登録商標）フィラメント線などのストリングまたはケーブルであってもよい。シャフト２２３７の直径は、力伝達要素２２４１ａおよび２２４１ｂの可撓性がシャフト２２３７に巻付くのに十分であるべきであるように、たとえば４から５ｍｍであってもよい。
【０２０４】
上述のマルチラッププーリー２１０１と同様に、シャフト２２３７の２つの部分によって、単一のモータ、およびしたがって単一のアクチュエータシステムが、２つの異なる関節および／または身体部分を作動させることができる。さらに、２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂは直径が同じでもよいし異なっていてもよい。直径が同じである場合、２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂは、左右足関節などの異なる肢上の同じ身体部分種類を作動させることができる。直径が異なる場合、２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂは、同じ脚の股関節および足関節など、異なる速度および／またはトルクを必要とし得る異なる身体部分種類を作動させることができる。
【０２０５】
一実施形態によると、修正された代替のアクチュエータシステム２２２０ｂは、１つ以上のプーリー２２４３１ａ〜２２４３ｄを介してルーティングされる力伝達要素２２４１ａおよび２２４１ｂを含んでもよい。１つ以上のプーリー２２４３ａ〜２２４３ｄを用いてシステム内部の比率を変更し、より大きいまたは小さい可動域にわたってより大きいもしくは小さい力および／またはトルクを印加してもよい。各力伝達要素２２４１ａおよび２２４１ｂならびにシャフト２２３７の部分２２３７ａおよび２２３７ｄに関連して同数のプーリーが示されているが、各部分／力伝達要素のプーリーの数は異なっていてもよい。
【０２０６】
図２２Ｄは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、ウインドラスアクチュエータに係る別の修正された代替のアクチュエータシステムを示す。ウインドラスアクチュエータ２２２０ｃは、図２２Ｃと同じモータ２２２１、ギアボックス２２２３、シャフトカプラ２２２５、フレーム２２３５、シャフト２２３７（部分２２３７ａおよび２２３７ｂを有する）ならびにベアリング２２３９ａ，２２３９ｂおよび２２３９ｃの構成を含む。しかし、ウインドラスアクチュエータ２２２０ｃは単一の力伝達要素２２４５を含む。力伝達要素２２４５の一端は、たとえばシャフト２２３７の部分２２３７ａに巻付き、力伝達要素２２４５の他端はシャフト２２３７の部分２２３７ｂに巻付く。力伝達要素２２４５はプーリー２２４７を介してルーティングされ、当該プーリーは力伝達要素２２５９に接続される。単一のプーリー２２４７が示されているが、力伝達要素は１つよりも多いプーリーに巻付けられてもよい。力伝達要素２２４５は、補助的な可撓性スーツのアンカー要素（図示せず）に接続してもよい。力伝達要素２２４５は、シャフト２２３７が一方向に回転すると力伝達要素２２４５が一方の部分２２３７ａまたはＡ２２３７ｂから引込み、力伝達要素２２４５が他方の部分２２３７ｂまたは２２３７ａから延びるように、シャフト２２３７に接続する。上述のように、２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂは直径が同じでもよいし異なっていてもよい。直径が異なる場合、２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂに起因するギア比の可能性を実質的に無限にすることができる。さらに、直径が異なる２つの部分２２３７ａおよび２２３７ｂを有するシャフト２２３７を回転させるとプーリー２２４７が上昇および下降し、これによって力伝達要素２２４９を介して力が伝達される。
【０２０７】
図２２Ａ〜図２２Ｄに関して図示および説明されたアクチュエータシステム（以下に説明される多関節作動プラットフォーム２２６０に加えて）はクイックリリース機構を含んでもよく、これによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人またはループ内の医療提供者は、１つ以上のアクチュエータからのパワー供給による補助をスーツから分離することができる。さらに、図２２Ａ〜図２２Ｄに関して図示および説明されたアクチュエータシステム（以下に説明される多関節作動プラットフォーム２２６０に加えて）は、アクチュエータの最大移動を制限して、個人の関節および／または身体部分が安全な可動域、位置、および／または力を越える原因となる力をアクチュエータが印加することを防止する安全機能（たとえば機械的、電気的、等）を含んでもよい。
【０２０８】
一実施形態では、補助的な可撓性スーツ１００は１つ以上のスイッチング機構を含んでもよい。スイッチング機構によって、単一のモータの接続、特に単一のモータからの単一の力伝達要素を、スイッチング機構から延びる２つ以上の力伝達要素に接続することができる。一例として、アクチュエータは単一の力伝達要素を介してスイッチング機構に接続する。そのような力伝達要素は、アクチュエータとスイッチング機構との間の短い距離を埋めるのみであるという点で短くてもよい。３つの力伝達要素がスイッチング機構から出発し、たとえば、足関節（足底屈および背屈の両方など）ならびに股関節筋群（股関節屈曲および股関節伸展など）を補助する。
【０２０９】
スイッチング機構は、同時に能動的である股関節伸展および足関節足底屈などの相乗効果、ならびに股関節屈曲および股関節伸展などの非同期的に能動的である逆位相関節相乗効果を利用して、単一のモータを用いて複数の作動を駆動することを可能にする。スイッチング機構は、アクチュエータから力伝達要素を受取るアクチュエータ入力を含む。スイッチング機構は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の周りに位置する２つ以上のアンカー要素に接続される２つ以上の力伝達要素を受付ける２つ以上の出力を含む。スイッチング機構の内部には、２つ以上の出力伝達要素の１つ以上に選択的に係合して、選択され出力された力伝達要素を入力された力伝達要素に接続する、クラッチなどの装置がある。
【０２１０】
スイッチング機構による切換えは、モータコントローラおよび／またはオフボード制御システム２００からの１つ以上の信号に基づくなどして自動であってもよいし、または、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人もしくは当該個人を観察しているループ内の医療提供者による手動選択に基づいて手動であってもよい。一実施形態では、スイッチング機構はクイックリリース機構を含んでもよく、これによって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人または医療提供者は、１つ以上のアクチュエータからのパワー供給による補助をスーツから容易に分離し、純粋に受動的な補助を受けて歩行を継続することができる。さらに、一実施形態では、スイッチング機構、またはアクチュエータは、力伝達要素を補助的な可撓性スーツ１００および／またはアクチュエータから素早く解放するための１つ以上の要素を直接含んでもよい。そのような要素は、非常時などに、力伝達要素を切断および／または破壊して力の伝達を停止するブレードであってもよい。
【０２１１】
図２２Ａ〜図２２Ｄに示される作動システムは、たとえば、補助的な可撓性スーツを着用している個人が、医療提供者環境の外部などの制御環境の外部にいるときに、補助的な可撓性スーツ１００と組合されて用いられてもよい。図２２Ａ〜図２２Ｄに示される作動システムは、個人が補助的な可撓性スーツ１００を着用して自身の運動をさらに向上させることを可能にする。作動システムは、有線および／または無線接続によってオフボード制御システム２００内などの制御端末に接続する能力を含む。したがって、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人が医療提供者の近くまたは遠くにいるとき、医療提供者は図２２Ａ〜図２２Ｄの作動システムを修正することができる。ある状況では、作動はオフボード制御システム２００の内部のシステムによって直接提供されてもよい。そのような状況は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人が医療提供者の近くにいるときに起こり得る。
【０２１２】
図２２Ｅは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、多関節作動プラットフォーム２２６０を示す。多関節作動プラットフォーム２２６０は、個人がループ内の医療提供者の近くにいるときなどに、図２２Ａ〜図２２Ｄに関して上述した作動システムに置き換わり得る。多関節作動プラットフォーム２２６０は、さまざまな運動時に補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人のさまざまな身体部分におけるトルクおよびパワーを複製可能である。多関節作動プラットフォーム２２６０は、オフボード制御システム２００の内部の複数の多関節作動プラットフォームの１つであってもよい。たとえば、多関節作動プラットフォーム２２６０は、歩行時に補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の股関節、膝関節、および足関節のためのトルクおよびパワーを複製可能である。多関節作動プラットフォーム２２６０は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人のニーズに依存して、大可動域および高力を提供する。
【０２１３】
示されるように、多関節作動プラットフォーム２２６０は、補助的な可撓性スーツ１００に接続する力伝達要素２２６１ａから２２６１ｃに接続する。一例として、力伝達要素２２６１ａおよび２２６１ｃはボーデンケーブルであってもよいが、力を機械的に、空気圧で、油圧で、磁気的に、電気的に、電磁的に、電気機械的に、等で伝達する他の力伝達要素が用いられてもよい。図２２Ｅに示されるように、多関節作動プラットフォーム２２６０はボーデンケーブル２２６１ａ〜２２６１ｃに接続される。
【０２１４】
ボーデンケーブル２２６１ａ〜２２６１ｃは駆動シャフト２２６３ａおよび２２６３ｂに接続される。各駆動シャフト２２６３ａおよび２２６３ｂはボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂで形成されてもよく、ガイドレール２２６７ａおよび２２６７ｂの対がボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂの両側にある。ボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂの下方には、力伝達要素２２６１ａから２２６１ｃの変位を測定する直線型ポテンショメータ（たとえばP3 America, Inc.製）であってもよい。キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂは、ボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂの回転に従ってガイドレール２２６７ａおよび２２６７ｂの上を走り、作動する。キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂは、キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂとボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂとの間の接続点にロードセル２２７１ａおよび２２７１ｂを含んでもよい。ロードセル２２７１ａおよび２２７１ｂは、多関節作動プラットフォーム２２６０の動作によってボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂに印加される荷重を測定する。ロードセル２２７１ａおよび２２７１ｂは、補助的な可撓性スーツ１００全体にわたって位置決めされる他のロードセルと組合され、補助的な可撓性スーツ１００によって提供される全体的な荷重分析を提供し得る。
【０２１５】
一例として、ロードセル２２７１ａおよび２２７１ｂは、たとえば、測定範囲が±２２２４Ｎ（２Ｎ解像度）のFutekのロードセルであってもよく、ボーデンケーブル２２６１ａから２２６１ｃの内部の張力を測定可能である。ボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂの遠端（図示せず）には、たとえば、補助的な可撓性スーツ１００および個人に印加される実際の力を測定する、測定範囲が±１１１２Ｎ（１Ｎ解像度）の付加的なFutekのロードセルがあってもよい。
【０２１６】
ボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂはタイミングベルト２２７３ａおよび２２７３ｂに接続する。タイミングベルト２２７３ａおよび２２７３ｂはモータ２２７５ａおよび２２７５ｂに接続する。モータ２２７５ａおよび２２７５ｂを動作させるとタイミングベルト２２７３ａおよび２２７３ｂが回転し、これによってボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂが駆動され、ボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂに接続されたキャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂが移動する。多関節作動プラットフォーム２２６０の適用に依存して、タイミングベルト２２７３ａおよび２２７３ｂは、ギアボックス２２７７ａおよび２２７７ｂならびにばねディスクカップリング２２７９ａおよび２２７９ｂを介してモータ２２７５ａおよび２２７５ｂに接続される。ギアボックス２２７７ａおよび２２７７ｂならびにばねディスクカップリング２２７９ａおよび２２７９ｂは、モータ２２７５ａおよび２２７５ｂによって提供される可動域およびトルクの調節を可能にする。一例として、キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂの移動長は最大で２７０ｍｍであってもよい。この可動域は、ボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂの長さ、ならびに補助的な可撓性スーツ１００に関するアンカー要素の位置に対する要件を緩和する。キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂは、Ｅチェーン接続（図示せず）によってモータ２２７５ａおよび２２７５ｂに電子的に接続してもよい。
【０２１７】
示されるように、単一のキャリッジ（たとえば２２６９ｂ）が単一の力伝達要素（たとえばボーデンケーブル２２６１ｃ）に接続する。代替的にまたは付加的に、単一の多関節作動プラットフォーム２２６０の内部では、単一のキャリッジ（たとえば２２６９ａ）が複数の力伝達要素（たとえばボーデンケーブル２２６１ａおよび２２６１ｂ）に接続する。複数の力伝達要素を単一のキャリッジに接続すると、たとえば個人の歩様の同じ位相内で、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の多関節の複数の自由度を制御する単一のモータが提供される。複数のモータ２２７５ａおよび２２７５ｂを同じ多関節作動プラットフォーム２２６０内に含めると、個人の複数の異なる身体部分に関して複数の異なる自由度の制御が提供される。たとえば、モータ２２７５ａは、２つの異なるボーデンケーブル２２６１および２２６１ｂに接続された同じキャリッジ２２７１ａを用いて足関節足底屈および股関節伸展を制御し得、モータ２２７５ｂは足関節背屈を制御し得る。
【０２１８】
あるいは、多関節作動プラットフォーム２２６０の内部の単一のモータが複数のキャリッジを制御してもよい。たとえば、モータ２２７５ａは、タイミングベルト２２７３ａおよびタイミングベルト２２７３ｂを、両駆動シャフト２２６３ａおよび２２６３ｂの両ボールねじ２２６５ａおよび２２６５ｂを駆動する単一のタイミングベルトに修正することによって、両キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂに接続してもよい。上述のプーリー実施形態と同様に、タイミングベルト２２７３ａおよび２２７３ｂに対するこの修正によって、たとえば、キャリッジ２２６９ａおよび２２６９ｂが位相のずれた駆動シャフト２２６３ａおよび２２６３ｂに接続されている場合、個人の身体部分の位相のずれた作動が可能となり得る。
【０２１９】
モータ２２７５ａおよび２２７５ｂにはエンコーダ２２８１ａおよび２２８１ｂが接続されている。エンコーダ２２８１ａおよび２２８１ｂは、キャリッジ２２７１ａおよび２２７１ｂの位置を決定する。モータ２２７５ａおよび２２７５ｂのコントローラからの無線周波数（ＲＦ）干渉からの影響を減少させるデジタルエンコーダを用いてもよい。例示的な実施形態として、エンコーダ２２８１ａおよび２２８１ｂは、モータ２２７５ａおよび２２７５ｂの速度を測定するためのMaxonの4lineエンコーダ（５００カウント／回転）であってもよい。一実施形態では、多関節作動プラットフォーム２２６０は、センサ信号を受付けて基準電圧をアクチュエータに出力するデータ取得要素を含んでもよい。多関節作動プラットフォーム２２６０に内蔵された電流および電圧センサによって、モータ２２７５ａおよび２２７５ｂに送られる電流および電圧を測定することができる。これらのセンサにより、たとえば、システムが消費するエネルギ量、機械的伝達の効率、ならびに、人体におよび補助的な可撓性スーツ１００に供給される実際のパワーを測定することがきる。
【０２２０】
上述のように、多関節作動プラットフォーム２２６０はオフボード制御システム２００の内部にあってもよい。オフボード制御システム２００は、補助的な可撓性スーツ１００と組合されて人物の地面上の運動を補助する６（以上）直線作動自由度を有するモバイルの四輪カートであってもよい。しかし、オフボード制御システム２００をハンギングレールから懸架して実験室内の地上歩行を容易にするなど、開示の精神および範囲から逸脱することなく、オフボード制御システム２００の他の構成も存在する。上述のように、１つ以上の多関節作動プラットフォーム２２６０を含むオフボード制御システム２００は、健康な人々をより効率的に歩行するように訓練する（たとえば内反足歩行を排除するなど、非効率な歩行を排除する）ことなどによって健康な人々を補助することができ、歩様障害などの障害を持つ人々のリハビリテーションを補助することができる。四輪カートの内部のオフボード制御システム２００は医療提供者（または他の人物）によって押されて、地上またはトレッドミル上を歩行している個人を補助しつつ、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人に追従し得る。
【０２２１】
一実施形態では、オーバーボード制御システム２００を収容しているカートは、完全なまたは部分的な体重支持を個人に提供可能な、ガントリ型装置などの構造を含んでもよい。一例として、カートは、個人とインターフェイスして個人の体重を支えるハーネスを有するフレームを含んでもよい。カートは、個人が、自身の体重または補助的な可撓性スーツ１００および補助的な可撓性スーツ１００上に着用されているいずれかのアクチュエータの付加的な体重を支持できない、または完全には支持できない場合、たとえば、個人の運動を補助する受動的なおよび／またはモータ式の車輪を含んでもよい。
【０２２２】
オフボード制御システム２００は、一実施形態において、補助的な可撓性スーツ１００上のセンサによって測定されるリアルタイムの歩様パラメータを表示するための、かつリアルタイムで補助的な可撓性スーツによって供給される補助のプロファイルおよびタイミングを制御するためのインターフェイスを含んでもよい。インターフェイスによって、オフボード制御システム２００を理学療法のツールとして使用することができ、医療提供者が、個人の運動を向上させる具体的なニーズに従って補助的な可撓性スーツ１００を調節することができる。インターフェイスによって、医療提供者は、個人が補助的な可撓性スーツ１００とのインタラクションを通じて進歩するにつれて補助的な可撓性スーツ１００を調節し、補助的な可撓性スーツ１００が個人の治療全体にわたって補助の量およびタイミングを提供して個人の運動を向上させることを保証することができる。インターフェイスによって、医療提供者は、補助的な可撓性スーツ１００によって提供されるような背屈および足底屈補助の力およびタイミングを制御することができる。一例として、インターフェイスによって、医療提供者は、個人の足関節についての背屈および足底屈に関して力伝達要素を印加するための最大力を制御するための入力を入力することができる。インターフェイスによって、さらに、技師が、計算された歩様周期に基づいて各力のランプアップおよびランプダウンの時点の開始および終了を制御するための入力を入力することができる。新たな力プロファイルが生成されると、インターフェイスは、現在のまたは以前の力プロファイルに重畳された新たな力プロファイルを提示して、新たなプロファイルと以前のおよび／または現在のプロファルとの差を強調してもよい。一実施形態では、新たなプロファイルは、オフボード制御システムが新たなプロファイルをスーツに適用する前に、医療提供者によってインターフェイスを介して確認されてもよい。
【０２２３】
一実施形態では、予め設定された許容力および位置限界を超える不慮の入力を防止する安全策がインターフェイスに内蔵されていてもよい。たとえば、インピーダンス、力、および位置限界がインターフェイスの内部で設定および／または修正されてもよい。
【０２２４】
一実施形態では、インターフェイスは、力プロファイルの変化に時間的に同期されるコメントを研究者が入力できるようにするコメントペインを含んでもよい。コメントは、特定の変更がなされた理由、または効果を上げているものなどの情報を含んでもよい。
【０２２５】
インターフェイスは、対称姿勢（たとえば各脚における片脚立の時間）、歩幅、速度／ケイデンス、膝関節伸展、足底屈力、背屈の程度、およびグラウンドクリアランスを含む、個人の運動に関するパラメータの１つ以上を提示および／または出力してもよい。これらの出力は定量的にまたはグラフで表示されてもよい。さらに、医療提供者は、自身がリアルタイムで見たいパラメータを選択することができる。
【０２２６】
オフボード制御システム２００、補助的な可撓性スーツ１００、および／またはその任意のサブ構成要素（たとえばアクチュエータ、センサ等）は、補助的な可撓性スーツ１００全体のセンサによって収集されるデータのすべてを含む、測定および収集されるデータを記憶可能な１つ以上の記憶装置を含んでもよい。個人の運動に関するデータを保存して後で提示する能力によって、ループ内の医療提供者および／または個人は、治療同士の間に生じたデータを見ることができる。収集および保存されるそのようなデータは、歩行速度、１日当たりの歩行距離、スーツによって供給される補助のレベル、および１日当たりのスーツ使用時間、に関する長期傾向を含んでもよい。さらに、記憶装置は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人が経験する力および動作プロファイル（またはこれらから抽出されるデータもしくはメトリック（たとえばケイデンス））をログ記録してもよい。そのような情報をログ記録することによって、ループ内の医療提供者は個人の進歩および可動性を経時的（たとえば時、日、週、月、年、等）に監視することができる。一実施形態では、個人の病歴に関するそのような個人情報の共有に関するさまざまなルールおよび規則に準拠して、ログ記録された材料はソーシャルネットワーク上で共有され得るか、または療法士が個人の進歩を遠隔監視することを可能にし得る。
【０２２７】
医療提供者が補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人の運動を監視および修正する際にループ内にいることを可能にするオフボードシステム２００に基づいて、オフボードシステム２００は、歩様障害および可動性の制限に繋がる神経筋病状などのさまざまな病状を治療するために用いられ得る。オフボード制御システム２００はさらに、加齢性の、または非神経病状に起因して可動性が低下している患者にも適用され得る。オフボードシステムを用いて治療可能な例示的な病状は、不全片麻痺の脳卒中歩様障害を含み、これは以下の歩様異常のいずれかまたはすべてを含み得る：股関節分回し運動（ヒップハイク）、背屈の弱化（ドロップフット）、体幹伸展（よろめき）、足関節内反、足関節可動域の減少、膝関節屈曲の減少、ヒールストライク時のフラットフットランディング、プッシュオフ時の足底屈の減少、患側における片脚立で過ごす時間の減少）。
【０２２８】
補助的な可撓性スーツ１００と組合せて、多関節作動プラットフォーム２２６０および／または補助的な可撓性スーツ１００上に着用される１つ以上のアクチュエータ（たとえば図２２Ａ〜図２２Ｄの作動システム）を制御するためにオフボード制御システム２００を用いることによって、医療提供者は個人と連携して運動に関連する以下の利点、すなわち、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における歩様周期中の患側の足関節可動域の増加、背屈が弱化した患者のスイング期中のグラウンドクリアランスの増加、足底屈が弱化した患者のプッシュオフ時の足底屈力の増加、可動性が低下した患者の自己選択歩行速度の増加、非矢状面内の代償的な歩行運動（ヒップハイクなど）の減少、歩行自信の向上、持久力の増加（たとえばより長い距離を歩行可能）、自己選択歩行速度の増加、を得ることができ、適切な歩様パターンの長期促進は、スーツからの補助の必要性を低下させ得るか、または補助的な可撓性スーツ１００の必要性を完全になくし得る。外骨格スーツからのセンサデータを用いて、測定値用の個人の性能を、上述の方策の１つ以上などのいずれかの方策について定量化することができる。
【０２２９】
一実施形態では、オフボード制御システム２００は、補助的な可撓性スーツの内部の１つ以上の他の機能的要素と通信してもよい。１つのそのような機能的要素はハプティックフィードバックユニットである。上述のように、ハプティックフィードバックユニットは、着用者に情報を限定的に提供するように機能する１つ以上のセンサを含む。そのような情報は、補助的な可撓性スーツ１００を着用するときに、補助的な可撓性スーツ１００を適切に位置合わせするか当該スーツに張力を印加するように着用者に通知してもよい。この情報は、低バッテリ、疲労時の歩様の不規則な変化など、事象の通知をさらに含んでもよい。したがって、そのような情報は、上記の閾値刺激に基づいて提供され、フィードバックおよび事象のサイレント通知が提供され得る。
【０２３０】
図３６は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る方法における行為を示す。図３６に関して示される処理の行為は上記の開示に従って実践され、以下のステップが達成され得る。図３６の方法は、補助的な可撓性スーツ（補助的な可撓性スーツ１００など）を介して個人に接続される１つ以上のセンサに基づいて個人の１つ以上の歩様パラメータを決定する行為（行為Ｓ３６００）を含む。１つ以上のセンサは１つ以上のセンサ読取値を出力する。センサ読取値を分析して、着用者の運動の歩様パラメータを決定することができる。１つ以上の歩様パラメータは、個人の歩様周期中の１つの歩様事象に関連し得るか、個人の歩様周期中の２つの歩様事象に関連し得るか、または個人の歩様周期中の２つよりも多い歩様事象に関連し得る。歩様事象は、個人の１つ以上の肢および／または身体部分に関連し得る。一実施形態では、この決定する行為は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人が、医療提供者の環境において床を横切るかトレッドミル上などの、制御環境内で歩行している間に起こり得る。あるいは、この決定する行為は、補助的な可撓性スーツ１００を着用している個人が、外部環境における地上などの、制御環境の外部で歩行している間に起こり得る。制御環境の内部であれ外部であれ、１つ以上の歩様パラメータを決定する行為は、個人および制御ユニットが前進している間に起こり得る。
【０２３１】
行為Ｓ３６１０において、医療提供者は、制御ユニットを介して１つ以上の歩様パラメータを監視する。制御ユニットは、ディスプレイおよび／または別の提示装置を含み得るオフボード制御システム２００であってもよい。オフボード制御システム２００は、医療提供者が見ることができるように歩様パラメータの１つ以上を出力および／または提示する。出力および／または提示に基づいて、医療提供者は、個人の運動を特徴付ける１つ以上の歩様パラメータを評価することができる。
【０２３２】
行為Ｓ３６２０において、医療提供者は、医療提供者が１つ以上の歩様パラメータを監視することに基づいて、１つ以上の入力を制御ユニット（オフボード制御システム２００など）を介して入力する。入力は、制御ユニットおよび／または補助的な可撓性スーツの任意の制御パラメータを修正し得る。したがって、制御パラメータは、制御ユニットおよび補助的な可撓性スーツの内部のおよび／またはこれらに接続される１つ以上のアクチュエータ（たとえば多関節作動プラットフォーム２２６０ならびに／またはアクチュエータシステム２２００および２２２０ａ〜２２２０ｃ）の１つ以上の制御プロファイルに関連し得る。
【０２３３】
行為Ｓ３６３０において、制御ユニットおよび／または補助的な可撓性スーツは、医療提供者による１つ以上の入力に基づいて個人の歩様を修正する。修正は、１つ以上のモータの１つ以上のモータ制御プロファイルを修正するなど、上述のようないずれかの変更であってもよい。一例として、制御ユニットは、補助的な可撓性スーツを介して個人と機械的に通信している１つ以上のアクチュエータ（たとえば多関節作動プラットフォーム２２６０ならびに／またはアクチュエータシステム２２００および２２２０ａ〜２２２０ｃ）を制御してもよい。１つ以上のアクチュエータの制御の修正は、個人の肢に関して個人の歩様を修正してもよく、監視される歩様パラメータは当該肢のパラメータであってもよい。あるいは、１つ以上のアクチュエータの制御の修正は、個人の肢に関して個人の歩様を修正してもよく、監視される歩様パラメータは修正される肢の対側肢のパラメータであってもよい。さらに、上述のように、制御は、１つ以上のアクチュエータの単一のアクチュエータによる個人の２本の肢の制御であってもよい。
【０２３４】
図３６に関して説明された上記の処理に基づいて、医療提供者は、制御ユニットおよび／または１つ以上のアクチュエータによって補助される補助的な可撓性スーツを着用している個人の運動を監視および調節して、個人の運動を向上させることができる。
【０２３５】
図２３は、本概念の少なくともいくつかの局面に係るハイブリッド制御システム２３００の例を示す。一般に、ハイブリッド制御システム２３００は、補助的な可撓性スーツ１００の作動システム１０５の動作特性を調節することによって、作動システムによって出力される力の１つ以上の特性（たとえば大きさ、タイミング、期間、変化率、時間変化率、プロファイル等）、ならびに、それに対応して、補助的な可撓性スーツによって着用者に供給されるモーメントまたはトルクを変更する。図２３に開示される制御戦略はいずれの歩様パターンにも効果があり、生理学的歩様の強い規則性に依存しない。歩様障害は生理学的歩様よりも不規則であり、各患者は、病気または病状、理学療法の進歩、および患者によって発達する代償運動の種類に依存して、異なる歩様パターンを有する。この大きい変動性にも係わらず、本明細書中に開示される制御戦略はいずれの歩様パターンにも効果がある。
【０２３６】
図２３のハイブリッド制御システム２３００は、概して、第１の制御ループ２３０１および第２の制御ループ２３０２を示す。第１の制御ループ２３０１では、医療提供者（たとえば臨床医、医師等）２３０５が患者の歩様の観察を行なう。これらの観察は、患者が（たとえば床上を、表面を横切って、トレッドミル上を、等）歩行もしくは歩行運動する際の患者の直接的な目視観察、および／または、タブレットデバイスのコントローラベース２３１５のグラフィカルユーザインターフェイス（「ＧＵＩ」）、ラップトップコンピュータ、スマートフォン、スマートウォッチ、グーグルグラス（Google Glass）、コンピュータ端末、コンピュータ等であるがこれらに限定されないユーザインターフェイス上の患者歩様データの観察を含み得る。第１の制御ループ２３０１のコントローラ２３１５はさらに、通信装置２３１６および物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置２３１７と作動的に関連付けられており、記憶装置２３１７は、コントローラによって実行されると、コントローラに通信装置を介して補助的な可撓性スーツセンサ１２０の出力および／または補助的な可撓性スーツセンサの外部のセンサ（たとえばエリアセンサ、光学センサ等）の出力を受信させ、少なくとも１つの関節（たとえば足関節、膝関節、股関節等）の位置または運動に関連する少なくとも１つの身体セグメント（たとえば足、脛、大腿等）に関連する情報を提供させるように構成される命令セットを有する。コントローラは、一例として、１つ以上の物理的なコンピュータ読取可能な記憶装置２３１７と作動的に関連付けられるメインメモリに接続される中央処理装置（ＣＰＵ）を含んでもよい。コントローラは、IntelおよびＡＭＤ製などの、任意の好適なプロセッサを含んでもよい。通信装置２３１６は、第２の制御ループ２３０２、補助的な可撓性スーツ１００システム、および／またはバス、別のコンピュータ、プロセッサ、デバイス、サービス、またはネットワークと通信するように構成される。
【０２３７】
図２３は、医療提供者２３０５が患者の歩様の観察を直接的に（たとえば患者の目視観察等）または遠隔で（たとえばデータプロファイル、運動学的プロットの観察等）で行なう実施形態を示しているが、第１の制御ループ２３０１は「ループ内の臨床医」を省略してもよく、代わりに、センサ１２０からの運動学的データの分析に基づいて軌道を適合させる１つのアルゴリズムまたは１組のアルゴリズムを利用してもよい。一例として、第１の制御ループ２３０１は、現在の運動学的プロファイルと所望の運動学的プロファイルとの差を求め、急性の病状に対する即時の補正および／または患者の治療スケジュールに従った定期的な補正（たとえば毎日の、毎週の、等）を提供してもよい。
【０２３８】
センサ１２０は、一例として限定されずに、１つ以上のフットスイッチ、圧力インソール、慣性計測装置（ＩＭＵ）、加速度計、ジャイロスコープ、ロードセル、ケーブル張力、歪みセンサ、超弾性歪みセンサ、電圧センサ、アクチュエータ電圧センサ、アクチュエータ電流センサ、生理学的センサ（たとえばｅｍｇ、筋緊張、筋硬直、筋作動等）等を含む１つ以上のセンサを含む。例示的なセンサは、国際公開第２０１４／１０９７９９  Ａｌ号、国際公開第２０１３／０４４２２６  Ａ２号、国際公開第２０１３／０３３６６９  Ａ２号、国際公開第２０１２／１０３０７３  Ａ２号、国際公開第２０１２／０５０９３８  Ａ２号、国際公開第２０１１／００８９３４  Ａ２号、米国特許第８，３１６，７１９  Ｂ２号、およびＰＣＴ出願番号第ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０４０３４０号に開示されるものを含んでもよいがこれらに限定されず、これらの出願の各々はその全体が引用により本明細書中に援用される。本概念のいくつかの局面に従うと、ＩＭＵは、ユタ州ペイソンのCHRobotics製のCHRobotics UM7-LT方位センサを含んでもよい。本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、ジャイロスコープは、スイスのジュネーブのST Microelectronics製のST Microelectronics LPY503ALを含んでもよい。本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、ロードセルは、カリフォルニア州アーバインのFutek製のFutek LSB200 miniature s beamロードセルを含んでもよい。
【０２３９】
コントローラ２３１５は、生センサ情報および／または予め処理されたセンサ情報を処理し（たとえば、データの平均化などの、１つ以上のより高位の変数が別のコントローラまたはプロセッサによって行なわれる）、少なくとも１つの歩様事象に関連して少なくとも１つの身体セグメントに関連する情報をＧＵＩ２３１０上に表示するように構成される。
【０２４０】
コントローラ２３１５はさらに、作動信号の１つ以上の修正パラメータを含む医療提供者２３０５からの入力を、ＧＵＩ２３１０を介して受信するように構成される。図２３においてＸdesとしてラベル付けされている作動信号の修正パラメータは、第１の制御ループ２３０１の通信装置２３１６から第２の制御ループ２３０２の通信装置２３３０に出力される。ＧＵＩ２３１０の出力は、自由度（ＤＯＦ）毎に、Ｘ個の歩様事象または歩様期に関して規定される軌道（たとえば位置軌道等）である。たとえば、作動信号の修正パラメータ（Ｘdes）は、歩様周期に関して規定される軌道（たとえば歩様の０〜１００％を単位として規定される、検出されたヒールストライクの歩様事象と検出されたトゥオフとの間の軌道、スタンス中期の歩様事象と連続したスタンス中期との間の軌道等）を含んでもよい。
【０２４１】
少なくともいくつかの局面において、ユーザインターフェイス２３１０は、インピーダンス、力、および位置限界のいずれか１つをインターフェイスの内部で修正することを有利に可能にする。
【０２４２】
いくつかの局面において、ユーザインターフェイス２３１０は、作動システム（たとえばアクチュエータ１０５）が着用者の関節にわたって印加可能な最大力（たとえば背屈および足底屈ケーブルに印加される最大力）のための入力を含み、これは、特定の患者についての安全レベルを超える力が印加されないことを保証するのに役立ち得る。付加的な保護として、新たな力プロファイルが生成されると、それは随意に現在の力プロファイルの上に重畳されて描かれ、２つのプロファイル同士のいずれかの差が強調される。新たなプロファイルが第２の制御ループ２３０２上に渡されて補助的な可撓性スーツに適用され得る前に医療提供者が当該プロファイルの容認性を能動的に確認することを要求することによって、保護をさらに高めてもよい。有利なことに、ユーザインターフェイス２３１０は、特定の変更がなされた理由、当該変更についての特定の期待を説明するための、または現在のプロファイル上の患者の進歩を記すための、力プロファイル内の変更と時間的に同期されるコメントを研究者が入力することを可能にする、または随意に要求する、コメント入力ペインまたは記録保管機能を含む。
【０２４３】
本概念の少なくともいくつかの局面において、第１の制御ループ２３０１は必ずしもユーザインターフェイス２３１０を必要としない。具体的には、本概念は、外来診療同士の間の期間などの、患者が（たとえば電話、ｅメール、テキスト等で）医療提供者に連絡し、新たな通院が予約され得るようなときまでに軽微な調節を必要とし得る特定の問題または変更について述べる状況を含む。そのような場合、医療提供者は、図２３に示されるように、目視観察された歩様特性にではなく、むしろ着用者によって提供される説明的な情報に応答して、１つ以上の軽微な調節を入力してもよい。そのような場合、医療提供者は第１の制御ループ２３０１から調節を直接出力してもよいし、あるいは、医療提供者によって特定されたパラメータ内の調節を着用者が個人的に行なうことを可能にする命令を第２の制御ループ２３０２に出力してもよい。
【０２４４】
第２の（内側）制御ループ２３０２は、予め定められたタイミング事象（すなわち特定の歩様周期中の作動前の任意の事象）に基づいて位置、力、インピーダンスまたはアドミッタンスプロファイルを生成するように構成される。一例として、予め定められたタイミング事象は、片脚のスタンス終期からスイングへの移行に対応するもう片方の脚のローディングレスポンスからスタンス中期への移行などの、対側脚からのセンサデータを含んでもよい。このアプローチは有利なことに、同じステップ内で補助を歩様に適合させる。上述のように、コントローラは医療提供者入力装置（たとえば二値および／または連続）を介して医療提供者（たとえば臨床医）によって「訓練」されることができ、補助的な可撓性スーツの着用者が医療提供者に対して歩行または歩行活動する際に、医療提供者は当該入力装置に調節を入力する。
【０２４５】
第２の（内側）制御ループ２３０２は、検出された事象についての作動信号の修正パラメータ（Ｘdes）（たとえば軌道）を受取り、それらの事象を一時的に整合するように修正パラメータを伸ばす。一例として、医療提供者２３０５によって規定される作動信号の修正パラメータ（Ｘdes）は、ヒールストライクとトゥオフとの間の軌道がゼロに設定され、トゥオフから次のヒールストライクまでの軌道が５０％に設定される足底屈補助のための軌道の所望の調節を含む。しかし、第２の制御ループ２３０２は、センサ１２０を介して、時間領域内のヒールストライクおよびトゥオフを検出しており、これらの事象同士の間のタイミングがＸ秒（またはミリ秒）であると判断しており、Ｘは任意の数である。第２の制御ループ２３０２は次に、第１の（外側）制御ループ２３０１から受信した軌道を受取り、それを公知の時間領域内で伸ばしてから、次の事象に進む。換言すれば、第１の制御ループ２３０１からの作動信号の修正パラメータは歩様（たとえば歩様パーセンテージ、歩様期、歩様事象等）の観点で規定され、補助的な可撓性スーツ１００のアクチュエータ１０５内の軌道の生成には時間領域（たとえば秒、ｍｓ等）内の位置または力プロファイルが必要である。したがって、連続的な歩様事象（たとえばヒールストライク）のそれぞれのセンサに基づくタイムスタンプによって求められる当該事象のタイミングに基づいて、作動信号の修正パラメータ（たとえばｘ軸は歩様パーセントである）を時間領域（たとえばｘ軸は時間である）に変える変換が行なわれる。作動信号の修正パラメータを比較器（合計点）２３４５に出力する前に時間領域に統合した後、第２の制御ループ２３０２はアクチュエータ１０５に、対応する位置または力軌道を出力する。本概念の少なくともいくつかの局面において、第２の制御ループ２３０２は、MATLAB Simulink（マサチューセッツ州ネイテックのMathWorks製）およびNI DAQボード（テキサス州オースティンのNational Instruments製のNational Instruments Data Acquisition Board）を実行する処理装置を含む。
【０２４６】
第１の制御ループ２３０１に戻って、医療提供者２３０５は、患者の歩様の医療提供者の観察に少なくとも部分的に基づいて、補助的な可撓性スーツ１００から患者にどのような種類、量およびプロファイルの補助が望まれているかを判断する。これらの観察は、患者が（たとえば床上を、表面を横切って、トレッドミル上を、等）歩行もしくは歩行運動する際の患者の直接的な目視観察、および／または、タブレットデバイスのグラフィカルユーザインターフェイス（「ＧＵＩ」）、ラップトップコンピュータ、スマートフォン、スマートウォッチ、グーグルグラス、コンピュータ端末、コンピュータ等であるがこれらに限定されないユーザインターフェイス上の患者歩様データの観察を含み得る。後者の場合、患者は医療提供者２３０５の場所に身体的に存在していなくてもよい。代わりに、補助的な可撓性スーツ１００のセンサ１２０および通信装置（たとえば無線装置、無線センサ、ｗｉ−ｆｉ装置、セルラー装置等）が、歩様情報（たとえば歩様事象等）を生データまたは処理データ（たとえば平均化された、統合された等）として第１の制御ループ２３０１に送信する。医療提供者２３０５は、上記と同じ分析を行ない、ＧＵＩ２３１０または他のユーザインターフェイス（たとえばキーボード、キーパッド等）への入力を介して、作動信号の修正パラメータを補助的な可撓性スーツ１００の第２の制御ループ２３０２に（たとえば通信装置２３１６を介して無線で）出力する。
【０２４７】
図２３は、一例として、本概念の少なくともいくつかの局面に従う１つの可能性のある第２の制御ループ２３０２の実施形態を示す。この第２の制御ループ（低レベル制御）の具体的なアーキテクチャ２３０２は本発明の概念にそれほど重要ではなく、第２の制御ループは、たとえば、ケーブル位置制御、ケーブル力制御、およびインピーダンス／アドミッタンス制御等を含んでもよい。第２の制御ループ２３０２の重要な特性は、それが、１つ以上の歩様事象を検出し、第１の制御ループ２３０１の出力に応答して適合される軌道（たとえば力信号、速度信号等）を生成するように構成されていることに過ぎない。上述のように、本概念の少なくともいくつかの局面において、（補助的な可撓性スーツに対してローカルにおよび／またはリモートに位置する）１つ以上のプロセッサは、（補助的な可撓性スーツに対してローカルにおよび／またはリモートに配置される）物理的なメモリ装置が有する１つ以上の命令セットに従って、非補助状況における着用者の歩様を（たとえば補助的な可撓性スーツ上に、またはその外部に配置される１つ以上のセンサを介して）監視し、次に、少なくとも１つのアクチュエータによって出力される力軌道の１つ以上の局面を修正することによって、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の少なくとも１つの軸を横切って発生する補助トルクを修正するように構成され、着用者の修正された歩様は、１つ以上のプロセッサへのさらなる入力として用いられ、着用者の歩様のさらなる評価、および少なくとも１つのアクチュエータによって出力される力軌道の１つ以上の局面のさらなる反復修正のための１つ以上の命令セットと関連付けられる。したがって、（本例ではループ内の臨床医がいない）システムは、１つ以上のセンサを用いて、患者が補助的な可撓性スーツからの補助を受けずにどのように歩行するのかを監視し、患者がどのような補助を必要としているかを学習し、歩様周期中の１つ以上の点で印加すべき力または力の組合せを決定し、印加力に応答する患者の運動学を監視し、所望の結果が達成されるまで印加力を反復的に改良し続ける。補助的な可撓性スーツの重要な特徴は、スーツが患者の正常な歩様を変えないほど軽量で可撓性を有するため、患者が正常に（たとえば自身の正常な病理的歩様で）歩行することができ、患者の正常な病理的歩様をセンサで正確に監視できることであり、これは従来の剛性外骨格によって複製不可能であった偉業である。
【０２４８】
図２３は、医療提供者２３０５が患者の歩様の観察を直接的に（たとえば患者の目視観察等）または遠隔で（たとえばデータプロファイル、運動学的プロットの観察等）で行なう実施形態を示しているが、第１の制御ループ２３０１は「ループ内の臨床医」を省略してもよく、代わりに、センサ１２０からの運動学的データの分析に基づいて軌道を適合させる１つのアルゴリズムまたは１組のアルゴリズムを利用してもよい。一例として、第１の制御ループ２３０１は、現在の運動学的プロファイルと所望の運動学的プロファイルとの差を求め、急性の病状に対する即時の補正および／または患者の治療スケジュールに従った定期的な補正（たとえば毎日の、毎週の、等）を提供してもよい。
【０２４９】
本明細書中に開示される補助的な可撓性スーツの局面は着用時に歩様に対する緊急の利点を提供しているが、補助的な利点はそのような利点に限定されない。実際に、補助的な可撓性スーツを、部分的な体重支持および機能的な電気刺激などのアジュバント療法と組合わせて用いると、脳卒中後の決定的な第１週目に設定されることが多い軌道を変更することによって脳卒中後に大きな影響を及ぼし、補助装置（たとえば杖または歩行器）、足関節−足装具、ならびに正常な力学の回復にわたって代償的な歩行パターンを促進および強化する歩様訓練の必要性を減少させる可能性があり得る。さらに、補助的な可撓性スーツは、望ましくは、初期段階のみでなくすべてのリハビリテーション段階に統合される。
【０２５０】
外来リハビリテーションは、期間および環境的文脈の両方によって制限されることが多い。補助的な可撓性スーツをリハビリテーション（たとえば脳卒中後の歩様リハビリテーション等）に統合することは、リハビリテーション努力を最大化させ、通常の日々の活動を歩様訓練のための有意義な機会に変える態様で医療機関と患者の家庭環境との間のギャップを埋めることによって、期間および環境的な制限を克服する可能性を秘めている。本概念を患者の通常の日々の活動に適用する一例として、患者にある量の外来理学療法（たとえば週３日）が指示されるパラダイムでは、医療提供者（たとえば理学療法士）がその日の患者のニーズを患者と話し合い、ユーザインターフェイス（たとえば無線タブレットインターフェイス等）を介して補助的な可撓性スーツと遠隔的にインターフェイスして、その日の患者のニーズを満たす補助的なプロファイルをカスタマイズすることができる（たとえば図２３参照）。医療提供者および患者は次に、補助的な可撓性スーツによって提供される能力の即座の増加を活用し、これまでに可能であったよりも集中的な歩様再訓練プログラムを実行し、最終的に、経験依存的な神経可塑性の反復および強度原理を最大化することができる。医療提供者はさらに、補助的な可撓性スーツのセンサによって収集されるリアルタイムデータを利用して、セッション内およびセッション間の進歩を評価することができる。
【０２５１】
補助的な可撓性スーツを医療機関で用いると、患者の可動性および訓練を補助するユニークで革新的なツールが医療提供者に提供されるが、本概念は、重要なことに、医療提供者が、個別化された、進歩的な地域社会内リハビリテーションプログラム（たとえば週に３〜５日、１時間の補助的な可撓性スーツ補助歩行）を実行するようにプログラムされた補助的な可撓性スーツとともに患者を退院させることを可能にする。同時に、空間時間的なステップ活動データが、医療提供者によって、および随意に患者によって、検討のために連続的に記録され得る。この検討は、たとえば、リアルタイムで、もしくは何らかの後の時点で（たとえばリハビリテーション中であるがリアルタイムからオフセットされた後の時点の間、リハビリテーション後、等）、または患者が治療のために臨床設定に戻ったときに、遠隔的に起こることができる。この地域社会内リハビリテーションデータは、患者および医療提供者に、治療時になされるゲインのセッション間のキャリーオーバーを促進するのに非常に重要であり得る性能および結果の具体的な知識を提供する役割を果たす。さらに、患者は自身のデータをソーシャルネットワーク（たとえばwww.patientslikeme.com）にアップロードし、自身の進歩を実証して地域社会を支持し、さらなる正の強化を提供することができる。有利なことに、そのような補助的な可撓性スーツに基づく神経リハビリテーションプログラムは患者の日々の地域社会従事（たとえば近所の店に歩いて行くこと）と相乗効果的に働き、日々の活動のリハビリテーション可能性を最大化する。
【０２５２】
的を絞った歩様リハビリテーションの重点を、臨床環境における１週間当たりのある数のセッション（たとえば３〜５セッション）から患者の日々の地域社会活動にシフトするリハビリテーションモデルは、患者のリハビリテーションに大きな向上をもたらすと考えられる。医療機関での運動プログラムの後に医療機関で測定される歩行速度（すなわち歩行能力）の向上は、医療機関での歩行速度を地域社会歩行に有意義な文脈で訓練することができないため、地域社会歩行活動の増加にはならない。たとえば、医療機関の静けさでは速く歩行可能な被験者は、交通量の多い通りを横断することを考えると、または平坦でない、歩行者で混み合った騒がしい歩道を速く歩こうと試みた場合、自身のバランス自己効力感の不足によって制限され得る。さらに、特に、療法士などの医療提供者が、リアルタイムで補助的な可撓性スーツセンサデータを監視し、患者の変化するニーズに一致するように必要に応じて提供される補助を微調整できる場合、患者は地域社会ベースの活動に従事する自信がより持てるようになるであろう。
【０２５３】
図２４は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る第１の制御ループ２３０１のＧＵＩ２３１０の例を示す。この例は、背屈プロット２４１０（ＤＦ軌道指令）および足関節足底屈プロット２４２０（ＰＦ軌道指令）としてＧＵＩスクリーンショット２４００内に示される、２つの能動的に制御される自由度を有する補助的な可撓性スーツ１００の実施形態に関する。これらのプロット２４１０，２４２０は非常に微細に指令される軌道の制御を可能にすることを見ることができる。この例では、作動信号（たとえば軌道）は、医療提供者２３０５によってヒールストライク（プロットの０％）から次のヒールストライク（１００％）まで規定される。
【０２５４】
背屈プロット２４１０では、現在の軌道２４１２は、位置（ＤＦ軌道指令）（ｍｍ）が０％歩様から約１１％歩様の歩様期にわたって約３０ｍｍの移動のレベルからゼロまたはほぼゼロのレベル（すなわち弛み）に減少しており、そこで約４０％歩様までゼロでまたはほぼゼロに留まり、その点で上昇して約６２％歩様において約３０ｍｍの移動で再び横ばいになり、歩様周期の残りの間そこに留まることを示す。作動信号の修正パラメータによって指令される「新規」軌道２４１４では、ＧＵＩ２４００への入力は０％歩様から約１８％歩様の歩様期にわたって約５５ｍｍの新たなレベルからゼロまたはほぼゼロのレベル（すなわち弛み）に減少しており、そこで約２５％歩様までゼロでまたはほぼゼロに留まり、その点で上昇して約５４％歩様において５５ｍｍで再び横ばいになり、歩様周期の残りの間そこに留まる。
【０２５５】
足底屈プロット２４２０では、現在の軌道２４２２は、位置（ＰＦ軌道指令）（ｍｍ）が０％歩様から約３５％歩様の歩様期にわたってゼロまたはほぼゼロ（すなわち弛み）であり、約５０％歩様まで増加し、その点で２５ｍｍで横ばいになり、約５５％歩様までそこに留まり、約５５％歩様から約６２％歩様の歩様期にわたってゼロまたはほぼゼロ再び減少し（すなわち弛み）、歩様周期の残りの間ゼロまたはほぼゼロに留まることを示す。
【０２５６】
図２５は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る第１の制御ループ２３０１のＧＵＩ２３１０の別の例を示す。図２５は、特に、背屈プロット２５１０（ＤＦ指令軌道）（ｍｍ）、足関節足底屈プロット２５２０（ＰＦ指令軌道）（ｍｍ）および股関節伸展プロット２５３０（股関節伸展指令軌道）（ｍｍ）としてＧＵＩスクリーンショット２５００内に示される、３つの能動的に制御される自動度を有する補助的な可撓性スーツ１００の実施形態を示す。図２４の例と比較して、ＧＵＩ２５００のこの例は、軌道に対するより微細なレベルの制御を可能にする。特に、背屈プロット２５１０内に見られるように、現在のＤＦ指令軌道２５１２は、より直線状の進行ではなく、約６％歩様と約２０％歩様との間で曲線状に減少し、約３６％歩様と約８５％歩様との間で曲線状に増加する。図２５のＧＵＩ２５００は、ウインドウ２５０２内に示されるストライド時間、不自由な脚の％スタンス期間、および健全な脚の％スタンスなどの、非常に関連のあるデータをウインドウ２５０１内において医療提供者に提供する。医療提供者２３０５に提供される付加的なデータは、一例として、歩様対称性、スイング期間またはケイデンスなどの任意の時空間的な歩様変数を含んでもよい。
【０２５７】
図２６は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る軌道制御の例を示す。図２４〜図２５に加えて、図２６は、補助的な可撓性スーツ１００の各自由度の作動に与えられ得る制御度の例を示す。簡単にするために、示される例は１つの補助的な可撓性スーツ１００のアクチュエータ１０５の位置制御に関する。もちろん、補助的な可撓性スーツ１００のアクチュエータ１０５は、力、インピーダンス、アドミッタンス、または他の関節レベルの変数を介するなどして、別の態様で代替的に制御されてもよい。図２６の例では、（丸で囲まれた数字１〜５としてラベル付けされている）５個のパラメータが医療提供者２３０５によって直接、またはオペレータの助けを借りて調整可能である。これら５個のパラメータは、不自由な側の歩様の０％（ヒールストライク）から１００％（ヒールストライク後）に参照される、歩様周期の異なるモーメントにおけるアクチュエータケーブル（たとえばボーデンケーブル）の位置を決定する。５個のパラメータは、左から右に向かって、（３）ケーブルが解放され始める歩様％（エキセントリック）、（４）弛み位置に達する歩様％、（１）ケーブルが短くなり始める歩様％（コンセントリック）、（２）最大背屈に達する歩様％、および（５）最大背屈位置の設定である。
【０２５８】
図２７は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る軌道制御の別の例を示す。図２６と同様に、図２７は、補助的な可撓性スーツ１００の各自由度の作動に与えられ得る制御度の例を示す。しかし、図２６に示されるかなり直線状の軌道ではなく、図２７はより高度に調整可能な部分を有するより複雑な軌道制御を示す。特に、軌道は、約５０〜１００％歩様周期の間の軌道のように、曲線状であると見ることができる。本概念に従うと、軌道は、限定されずに、直線状または曲線状の（１つまたは１つよりも多い変曲点を有し得る曲線を特徴とする）セグメントのいずれかの組合せであってもよい。
【０２５９】
上記の説明に関連して、第２の制御ループ２３０２において実行されるシステムアーキテクチャの自動化された制御部分は、（１）患側脚、健全な脚、患側脚と健全な脚との組合わせからの測定値および／または他の身体部分からのデータに基づいて１つ以上の歩様事象を検出するステップ（たとえば、脚上に検出される事象は、患側のヒールストライク、健全な側のヒールストライク、患側／健全な側のトゥオフ、患側／健全な側のヒールオフ、もしくは歩様のフットフラット部分を含み得る）と、（２）医療提供者２３０５のインターフェイス（たとえばＧＵＩ２３１０）内に規定される軌道（ｘ軸は０％〜１００％の％歩様または歩様の％期である）を、アクチュエータによって生成され得る、時間（秒）で規定される軌道に適合させるステップとの２つのステップを含む。上述のように、アクチュエータへの指令を生成するために、作動プロファイルは有利なことに、％歩様に関して医療提供者２３０５によって入力される軌道が数秒でｘ軸を有する軌道に変換されなければならないように時間の関数として規定される。１つの事象が検出される（たとえば患側脚ヒールストライク）本概念の少なくともいくつかの局面において、最後のＮ歩の期間の平均（ヒールストライク時間から先のヒールストライク時間からを引いたもの）が更新される。Ｎは有利なことに小さい数（たとえば２〜５）を含み得るが、いずれの整数であってもよい（たとえばＮは１であってもよく、その場合、先のステップ期間がステップ期間の予測子として用いられる）。次に、０％が現在の時間に対応し、１００％が現在の時間に最後のＮ歩の平均期間を足したものに対応するように、％歩様で表わされる軌道を均一に「伸ばす」ことによってプロファイルが生成される。
【０２６０】
２つの歩様事象が検出される本概念の少なくともいくつかの局面において、第２の制御ループ２３０２の自動化制御アキュムレータは、（１）２つの歩様事象（たとえば、健全な脚のヒールストライクおよびトゥオフ、補助脚のヒールストライクおよび対側脚のヒールストライク、健全な脚の２つの事象、対側脚のヒールストライクおよびトゥオフ、対側脚の２つの事象、等）を検出し、（２）補助がこれら２つの歩様事象に関連して規定され、第１の制御ループ内に規定される軌道に基づいて適合される。
【０２６１】
本概念に従うと、歩様周期は片脚（同側もしくは対側脚）または両脚からのセンサを用いて検出され得る。２つの歩様事象に関連して規定される補助については、軌道の第１の部分は第１の歩様事象が検出された後に規定され、軌道の第２の部分は第２の事象が検出された後に規定される。これによって、指令作動プロファイルを、補助的な可撓性スーツ１００の着用者の歩様とより同期させることができる。これは、歩様の予測可能性が非常に低い患者に対して特に重要である。一例として、同じ患者についての異なる歩様事象は、事象同士の間の期間が異なり得る（たとえば第１および第２のヒールストライク同士の間の期間は第２のヒールストライクと第３のヒールストライクとの間と異なり得る）。
【０２６２】
図２８は、本概念の少なくともいくつかの局面に係るジャイロスコープを用いる事象検出の例を示す。補助的な可撓性スーツ１００上に、またはその外部に（たとえば靴上に）装着されるジャイロスコープが（単独で、または慣性計測装置（ＩＭＵ）の一部として）、歩行時に歩様事象を検出するのに貴重な情報を提供し得る。本システムを設計する際に特に困難であったのは、十分なロバスト性が、異なる歩様特性またはパターン（たとえば異なる足速度）に繋がる異なる歩様発現を有する異なる患者の患側脚または健全な脚から来る信号に適用される場合に確実にかつ適合可能に機能し、作動が提供されて足速度パターンが変化した後も機能し続けることを可能にすることであった。図２８は、障害が特に足運動学を伴う脳卒中患者の健全な脚（上）および不自由な脚（下）からの信号を示す。健全な脚（上）のヒールストライク２８１０は、不自由な脚のヒールストライク２８２０とは非常に異なることが見られる。さらに、ヒールストライク２８２０はステップ間の差異を示す。１つ以上のジャイロスコープを利用する補助的な可撓性スーツ１００のための制御戦略の局面は、有利なことに、ヒールストライクの前に常に起こる強い下向きの傾向（足スイング期に対応する）などであるがこれらに限定されない実験データの一定の観察特性（規則性）の収集および活用を可能にし、ヒールストライクは負の減少に続く信号の正の局所ピークに対応し、先に負の減少が起こらない正の局所ピークはヒールストライクではない。
【０２６３】
図２９Ａ〜図２９Ｂは、補助的な可撓性スーツ１００のシステムが歩様事象検出サブシステムの一部としてジャイロスコープを含む本概念の少なくともいくつかの局面に係る適合閾値の例を示す。図２９Ａ〜図２９Ｂは、下にある健全な脚歩様パターン２９０５（生ジャイロデータ）および不自由な脚歩様パターン２９１５（生ジャイロデータ）に関連して、正の閾値２９１０および負の閾値２９２０を示す。正の閾値２９１０は、最後のＮ個の検出された正のピークのＸ＊平均に対応する（Ｘ＜１、たとえば０．５等）。この正の閾値２９１０は、正のピークが確認されるたびに更新される。負の閾値２９２０は、最後のＮ個の検出された負のピークのＹ＊平均に対応する（Ｙ＜１、たとえば０．５等）。負の閾値２９２０は、負のピークが検出されるたびに更新される。図２９Ａ〜図２９Ｂは、ヒールストライク確認スタンプ２９２５および検索ウインドウ２３３０をさらに示す。これらのグラフは、正および負の閾値２９１０，２９２０がステップ毎にどのように適合されるかを示す。閾値は予め定められた数（たとえば１Ｖ）において初期化され、補助的な可撓性スーツ１００を利用する患者または着用者は、補助的な可撓スーツが受動状態で数歩歩くように指示され、正および負の閾値２９１０，２９２０はそれらの自然値に収束する。この初期化の後、補助的な可撓スーツが能動状態で「アルゴリズムが使用可能である」。
【０２６４】
図３０Ａ〜図３０Ｂは、健全な脚（上の歩様パターン）および不自由な脚（下の歩様パターン）を有する脳卒中患者に対してジャイロスコープが利用される本概念の少なくともいくつかの局面に係るヒールストライク検出の例を示す。本例では、センサデータはジャイロデータであるが、センサデータは、本概念の他の局面に従って、限定されずに、１つ以上の他のセンサから得られるか導出されてもよい。少なくともいくつかの局面に従うと、移動平均はデータ信号の最後のＺミリ秒で保たれる。本概念の少なくともいくつかの局面において、Ｚは２０〜５０ｍｓの値に設定されるが、Ｚは代替的に本概念の他の局面に従うと別のより小さいまたは大きい値に設定されてもよい。この移動平均は、ヒールストライク確認タイムスタンプ３０２５毎に更新される（たとえば図２９Ａ〜図２９Ｂの参照番号２９２５も参照）。移動平均が負の閾値３０２０を下回ると、ピーク検索３０４０が可能になり開始される。移動平均が正の閾値３０１０を上回ると、最大値の検索が開始され、最大値３０５０の時間および大きさの追跡が維持される。データ信号が予め定められた時間にわたって最大値３０５０を下回ると、ピークはタイムスタンプ３０７５で確認される。少なくともいくつかの局面において、この予め定められた時間は約５〜１０ｍｓであってもよいが、予め定められた時間はその例示的な範囲よりも短いまたは長い時間であってもよい。ヒールストライク検出システムは次に、検出された最大（ピーク）３０５０の時間と、実際のピークの時間とピークが確認された時間３０７５との間の遅延とを出力する。正および負の閾値３０１０，３０２０は次に、正および負のピークでそれぞれ更新される。
【０２６５】
図３０Ａ〜図３０Ｂに関連して、本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、移動ウインドウの微分の平均が固定値または適合値であり得る予め定められた負の値未満であり、現在のジャイロ信号が負の閾値（検索ウインドウトリガ閾値）未満である場合、ピーク検索が可能である。そのような局面では、移動平均が正の閾値を上回ると、時間および大きさの追跡を維持することによって最大の検索が開始および実行され、そこから最大値の決定が可能になる。検索ウインドウが開いている間にジャイロ信号が最大値と最小値との差の８０％未満になると、ピークが確認される。そして、ヒールストライクアルゴリズムを実行するコントローラが、検出された最大ピークの時間と、ピークが検出および確認された時間からの時間遅延とを制御システムに出力する。閾値は正および負のピークで更新される。
【０２６６】
図３１Ａ〜図３１Ｂは、２０．５秒から２２．５秒の時間枠に特に注目して、正および負の閾値３０１０，３０２０の詳細およびヒールストライク検出システムの局面をより明確に示すために、図３０Ａ〜図３０Ｂの歩様パターンの拡大部分を示す。この時間枠において、この例では、ヒールストライク検出システムは、ピークが確認された時間３０７５と実際のピークの時間３０５０との間の遅延も出力する。これによって、ヒールストライク検出システムは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出されたヒールストライクについての遅延補償の例を示す図３２に示されるように、軌道生成を自動的に調節して、この遅延を考慮することができる。具体的には、図３２は、軌道またはプロファイル（この場合は足底屈軌道）を生成するときの実際のヒールストライク（最大の時間３０５０）と時間３０７５におけるピークの確認との間の遅延を補償する効果を示す。
【０２６７】
図３３Ａ〜図３３Ｂは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る歩様パターン分析を含む、地上歩行時の脳卒中患者の歩行（歩様開始および終了が反復される非連続歩行）の開始ならびに終了についての歩様パターンを示す。上述のような正の閾値３０１０および負の閾値３０２０を利用する適合閾値方法によって、最初は開始値が同一であったとしても、両脚について、すべての条件においてすべてのピークの確実な検出が保証される（順応効果）ことを見ることができる。したがって、この方法およびシステムは、歩行の開始および歩行の終了を検出するのに特別な修正を必要とせず、最初および最後を含む歩様時のすべてのヒールストライクを検出することができる。
【０２６８】
図３４Ａ〜図３４Ｂは、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、手すりありおよび手すりなしの状況についての、ヒールストライク３４５０に対する位置制御アクチュエータ（ｍｍ）および局所力（Ｎ）、特に背屈力３４２０についての指令軌道３４１０の例を示す。
【０２６９】
図３５Ａ〜図３５Ｂは、ヒールストライク３５５０の表示に関連して、背屈（ＤＦ）指令軌道（ｍｍ）が図３５Ａの上に示され、背屈局所力（Ｎ）が図３５Ａの下に示される、本概念の少なくともいくつかの局面に係るコントローラ概念を示す。図３５Ｂは、提案されるＤＦ指令軌道３５２０によって後のステップにおいて修正された図３５Ａの現在のＤＦ指令軌道３５１０を示す。
【０２７０】
図３７は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る方法における行為を示す。図３７に関して示される処理のステップは上記の開示に従って実践され、以下のステップが達成され得る。図３７の方法は、本明細書中に記載されるように、補助的な可撓性スーツ１００を人物の身に着ける行為（行為Ｓ３７００）を含む。上述のように、補助的な可撓性スーツは、それが矢状面の周りの個人の一方側、または矢状面の周りの個人の両側に関して個人の運動を修正するという点で、片側または両側である。しかし、補助的な可撓性スーツは片側であるとして説明され得るが、片側の補助的な可撓性スーツは、補助的な可撓性スーツによって補助されない側に１つ以上のセンサを少なくとも含んでもよい。一実施形態では、補助的な可撓性スーツは弾力性要素を含み、弾力性要素は、弾力性要素によって発生する反力を介して足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上の修正を可能にする複数の取付点の１つ以上に取付けられる。
【０２７１】
一例として、補助的な可撓性スーツ（補助的な可撓性スーツ１００など）は、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素とを含み得る。補助的な可撓性スーツはさらに、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に延びる複数の接続要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に配置される少なくとも１つの関節に跨る複数の接続要素の少なくとも１つとを含み得る。補助的な可撓性スーツはさらに、少なくとも１つのセンサと、少なくとも１つのアクチュエータと、少なくとも１つのアクチュエータの出力を第２の身体部分に接続する少なくとも１つの力伝達要素と、運動時に起こる１つ以上の定義済み事象に応答して少なくとも１つのアクチュエータを作動させ、少なくとも１つの関節の運動時に少なくとも１つの関節の周りにモーメントを発生させるように構成される少なくとも１つのコントローラとを含む。一実施形態では、少なくとも１つのセンサは複数のセンサであり、少なくとも第１のセンサが第１の脚の上に配置され、少なくとも第２のセンサが第２の脚の上に配置される。
【０２７２】
少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータは、歩様周期中に第１の関節にわたって第１のトルクプロファイルを付与する第１の力プロファイルを出力し、歩様周期中に第２の関節にわたって第２のトルクプロファイルを付与する第２の力プロファイルを出力するように構成される。さらに、補助的な可撓性スーツは、少なくとも１つのアクチュエータの出力を第２の身体部分におけるまたはその周りの複数の取付点に接続する複数の力伝達要素を含む。より具体的には、複数の力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上の修正を可能にするように選択された複数の取付点に接続し得る。より具体的には、複数の力伝達要素の１つの力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの足底屈の修正を可能にする第１の取付点に接続し得、複数の力伝達要素の１つの力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの背屈の修正を可能にする第２の取付点に接続する。代替的にまたは付加的に、複数の力伝達要素の１つの力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの回外の修正を可能にする第１の取付点に接続し得、複数の力伝達要素の１つの力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの回内の修正を可能にする第２の取付点に接続し得る。代替的にまたは付加的に、複数の力伝達要素の１つの力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの内反の修正を可能にする第１の取付点に接続し得、複数の力伝達要素の第２の力伝達要素は、少なくとも１つのアクチュエータの出力を、足関節の周りの外反の修正を可能にする第２の取付点に接続し得る。複数の力伝達要素の少なくともいくつかは、モジュール式であり、補助的な可撓性スーツに選択的に組込まれるかスーツから取外され、少なくとも１つのアクチュエータの出力と、足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転の１つ以上を選択的に修正する１つ以上の取付点との選択的な接続を提供し得る。
【０２７３】
方法はさらに、着用者が第１の制御移動環境で移動すると少なくとも１つのセンサの出力を監視する行為Ｓ３７１０（行為Ｓ３７１０）を含み、当該環境は、一例として、トレッドミル、床、または補助的な可撓性スーツ１００の着用者がナビゲートされる環境の不規則性に過度に影響されない基準歩様パターンを生成可能な他の表面を含み得る。他の局面では、図３７に示される行為の実行の後、補助的な可撓性スーツの着用者はさらに、第２の制御移動環境（たとえば床、機器を備えた床、基板、平地、傾斜面、低下面、階段等）において監視され得、本明細書中に記載されるように、実行される補助的な可撓性スーツ１００作動システムの１つ以上の設定に改良がなされる。少なくともいくつかの局面において、監視する行為は、好適なユーザインターフェイスを介してループ内の医療提供者によって実行される。
【０２７４】
行為Ｓ３７２０において、少なくとも１つのセンサの出力を用いて、少なくとも１つの定義済み歩様事象が特定される。少なくともいくつかの局面において、特定される少なくとも１つの定義済み歩様事象は、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または筋肉コンセントリック収縮の開始の少なくとも１つを含む。本概念の一局面において、少なくとも１つの定義済み歩様事象は２つ以上の歩様事象を含む。さらに他の局面において、予め定められた歩様事象は、補助脚に関する第１の歩様事象および対側脚に関する第２の歩様事象を含む。
【０２７５】
図３７の行為Ｓ３７３０において、少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルが調節される。いくつかの局面において、作動プロファイルを調節する行為は、アクチュエータの作動のタイミング、アクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、アクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、アクチュエータによって供給される力の最大振幅、またはアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを含む。同様に、作動プロファイルを調節する行為は、タイミング、供給されるランプアップ力プロファイル、供給されるランプダウン力プロファイル、供給される力の最大振幅、または複数のアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを含む。本明細書中で用いられる「ランプアップ」および「ランプダウン」という用語は、それぞれ、第１の値と第２の値との間の経路が限定されない、第１の値から第２の値への値の増加および第１の値から第２の値への値の減少を指すために一般に用いられる。したがって、ランプアップまたはランプダウンは、限定されずに、直線状および／もしくは曲線状ならびに／または個別に直線状および／もしくは曲線状の複数のセグメントであってもよく、そのような増加または減少は任意の増加および／または減少率を有してもよく、増加または減少がない第１の値と第２の値との横ばい状態を含む。本概念の少なくとも一局面において、「ランプアップ」または「ランプダウン」は、それぞれ、実質的に直線状の漸進的な力の増加または減少を含み得るが、本概念はこれに限定されない。いくつかの局面において、作動プロファイルを調節することは、背屈および／または足底屈の修正を含む。上述の修正のいずれも、たとえば、１つ以上の関節に補助モーメントを提供する行為、または、１つ以上の関節に抵抗モーメントを提供する行為を含み得る。
【０２７６】
本概念の少なくとも一局面において、センサデータが、補助的な可撓性スーツ１００の１つ以上のセンサ１２０からリモートコンピュータ、コントローラまたはサーバ（たとえば図２３のコントローラ２３１５）に、補助的な可撓性スーツ１００と作動的に関連付けられる埋込型（たとえば補助的な可撓性スーツに取付けられる）または外部の（たとえば個人の携帯電話）無線通信装置を用いて出力される。本概念の少なくともいくつかの他の局面において、センサデータが、補助的な可撓性スーツ１００の１つ以上のセンサ１２０からローカルコンピュータ、コントローラまたはサーバ（たとえば図２３のコントローラ２３１５）に、それら同士の間の無線またはハードワイヤード通信装置を用いて出力される。地域社会内リハビリテーションの例では、センサデータは、一例として、運動学についてのパフォーマンスメトリクス(ＲＯＭ）、歩行速度、歩行距離、および補助力プロファイルを提供し、医療提供者がセンサデータをリアルタイムで観察し、リアルタイム入力を補助的な可撓性スーツに提供して患者のリハビリテーションを能動的に容易にすることを可能にする。
【０２７７】
同様に、医療提供者から送られる（たとえば図２３の第１の制御ループ２３０１から出力される）更新された作動プロファイル命令は、本概念のいくつかの局面において、無線通信装置（たとえば図２３の第２の制御ループ２３０２の通信装置２３３０、時計またはタブレットなどの個人用装置に統合された通信装置等）によって受信され、補助的な可撓性スーツコントローラによって実現される。更新された作動プロファイル命令は、作動プロファイルの１つ以上の特性の小さい調節（たとえば約２５％未満、約２０％未満、約１０％未満、約５％未満、約３％未満等）を含み得る。本概念は、限定されずに、作動のいずれかの特性に対するより大きい変更を確実に含み、より小さい調節の上記の説明は、潜在的な調節の程度に対する限定ではなく、いくつかの可能性のある調節範囲を示すことが意図されているに過ぎない。
【０２７８】
これらの調節は、本概念の少なくともいくつかの局面において、ＧＵＩインターフェイスを介して「ループ内」の医療提供者に入力され、医療提供者は、どのような種類、量およびプロファイルの補助が歩様の所望の向上を提供するかを判断する。しかし、本概念は、医療提供者の代わりに、または医療提供者を補完して、「ループ内」の着用者の利用を明示的に含む。そのような局面では、着用者は好適なユーザインターフェイス（たとえば携帯電話アプリケーション、スーツベースの制御、等）を介して、手動の直接的な調節を第２の制御ループ２３０２に入力することができる。特に着用者の療法またはリハビリテーションの進行の後、そのような患者は医療提供者および／または制御システムによって小さい変更を意のままに、または時々（たとえば予定通りに）入力することが可能となり得、そのような変更は医療提供者によって直接なされる上述の変更よりも小さい増分調節であると予想される。たとえば、着用者は、随意に予め定められた期間中に、作動プロファイルの特性の最大１約１％または２％のみの調節を行うことが許可され得る（たとえば１分当たり１％変更の許可、１０分間隔で１％変更の許可、等）。上述のように、作動プロファイル特性は、アクチュエータの作動のタイミング（たとえば開始時間および／もしくは停止時間）、アクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル（たとえば増加の振幅および／もしくは率）、アクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル（たとえば減少率）、アクチュエータによって供給される力の最大振幅、またはアクチュエータによって供給される力の期間、を含むがこれらに限定されない。そのような場合、着用者は、所与の時間に所与の環境において何がより良くまたはより自然に「感じる」かを確認するために小さい調節を随意に行なうことができる。この点に関して、補助的な可撓性スーツ１００は、医療提供者によって設定される（たとえば第１のペースでの歩行、第１のペースよりも速い第２のペースでの歩行、上り斜面の歩行、下り斜面の歩行、第１の程度のフット−グラウンドクリアランスを必要とする表面上の歩行、第１の程度のフット−グラウンドクリアランスよりも大きい第１の程度のフット−グラウンドクリアランスを必要とする表面上の歩行、および／もしくは着用者が小さい調節を行うことができる手動モード、等）ならびに／または着用者によって設定される複数のモードを含み得る。
【０２７９】
行為Ｓ３７４０において、「ループ内」の医療提供者などによって、作動プロファイルにさらなる調節が必要であるか否かが判断される。「ｙｅｓ」の場合、処理は行為Ｓ３７５０に進む。「ｎｏ」の場合、処理は行為Ｓ３７６０に進み、作動プロファイルを実現するように少なくとも１つのコントローラが設定される。
【０２８０】
行為Ｓ３７５０において、アクチュエータの作動プロファイルが歩様の向上を促進する対象関節の周りに有益なモーメントを発生させるまで、監視する、特定するおよび調節する上記の行為（Ｓ３７１０〜Ｓ３７４０）が実行され続け、当該モーメントが発生すると、行為Ｓ３７４０における判断は「ｎｏ」であり、方法は行為Ｓ３７６０に進む。一実施形態では、上記のステップが反復的に実行され、上記歩様とは異なる第２の歩様の向上を促進する第２の作動プロファイルがもたらされ、上記歩様は第１の歩行パターン（たとえば第１の動作モード）および第２の歩行パターン（たとえば第２の動作モード）を含む。
【０２８１】
図３７は、医療提供者への通院時に起こるであろうような補助的な可撓性スーツ１００の調節の単一の反復を示しているが、図３７の行為、および随意に本明細書中に開示される他の行為は、アクチュエータの作動プロファイルを調節して継続するリハビリテーションまたは治療効果を着用者に提供するように定期的に実行されることを理解すべきである。
【０２８２】
上記の記載から明らかになるべきであるように、本明細書中に開示される補助的な可撓性スーツのさまざまな局面は臨床使用に限定されず、むしろ、患者の可動性および運動（たとえば歩行、階段の移動等）を増加させるように設計された、個別化されたリハビリテーションプログラムを有する家庭および地域社会に拡張されるのに特に適している。補助的な可撓性スーツは、能動的な矯正効果（たとえば損なわれた筋肉組織と平行に回復力を印加する）およびリハビリテーション効果（たとえば時空間的な変数およびステップ活動などの歩行の主要なパラメータを測定するセンサを使用する）の両方を提供し、歩行戦略および量の両方に的を絞った患者特有の歩行活動プログラムの実現を容易にする。
【０２８３】
上記の局面のいずれにおいても、歩様の向上は、一例として限定されずに、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における歩様周期中の患側の足関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、および／または非矢状面内の代償運動の減少を含み得る。一例として、スーツ−着用者インタラクション力ならびに健康な脚および麻痺脚の運動学を測定してステップ毎に歩様非対称性が求められ、コントローラは、肢毎に異なるレベルの補助を提供することによって両脚の左右対称性の回復に集中することができる。麻痺脚については、コントローラは能動的な補助または合図を提供して、完全な筋力低下の場合は欠けている機能を置き換える（たとえば下垂足のための背屈補助）か、または筋肉衰弱の場合は関節パワーを回復する（たとえばプッシュオフのための足底屈補助）。不全片麻痺の脳卒中患者については、健康な脚はさらに努力しなければならない場合が多いため、コントローラは必要であれば健康な脚も強化し、患者の疲労の開始を遅らすの助ける。
【０２８４】
センサ１２０の場所については、少なくともいくつかの局面において、１つ以上のセンサが患者の身体部分の１つ（たとえば不自由な脚）の上に配置され、少なくとも１つ関節の周りの有益なモーメントがその身体部分に提供される。他の局面では、１つ以上のセンサが患者の身体部分の１つ（たとえば健全な脚、腕、胴、頭等）の上に配置され、少なくとも１つ関節の周りの有益なモーメントが別の身体部分（たとえば不自由な脚）に提供される。一局面では、１つ以上の関節の周りに印加される有益なモーメントは、第１の身体部分（たとえば不自由な脚）の上または他の身体部分の上の１つ以上のセンサの出力に応答して、少なくともその第１の身体部分に提供される。別の局面では、１つ以上の関節の周りに印加される有益なモーメントは、異なる身体部分（たとえば両脚）の上のセンサの組合わせの出力に応答して、少なくとも第１の身体部分（たとえば不自由な脚）に提供される。したがって、補助すべき関節が第１の脚の関節である場合、当該関節の周りの有益なモーメントは第２の脚の上の１つ以上のセンサからの出力に応答してトリガされ得る。あるいは、第１の脚の関節の周りに印加すべき有益なモーメントは、第１の脚および第２の脚の上のセンサの組合わせからの出力に応答してトリガされてもよい。一例として、１つ以上のセンサが第１の脚の上に配置され、１つ以上のセンサが第２の脚の上に配置され、有益なモーメントは、両脚の上のセンサの出力に応答して、当該脚の一方（たとえば第１の脚または第２の脚）の少なくとも１つの関節（たとえば足関節、膝関節、股関節）の周りに印加されて歩様の向上を提供する。上述のように、センサデータは、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または筋肉コンセントリック収縮の開始などの、１つ以上の予め定められた歩様事象（たとえばヒールストライクセンサはヒールストライク事象を直接測定する、等）に相関している状況を示す（たとえば直接または間接測定）データを検知して出力する。
【０２８５】
少なくともいくつかの局面において、補助的な可撓性スーツ１００を構成するための方法は、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素と、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に延びる複数の接続要素とを含む補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為を含み、複数の接続要素の少なくとも１つは、第１のアンカー要素と第２のアンカー要素との間に配置される少なくとも１つの関節に跨る。一例として限定されずに、第１の身体部分は大腿を含み、第２の身体部分は脛を含み、少なくとも１つの関節はそれら同士の間の膝関節である。さらなる例として、第１の身体部分は脛を含み、第２の身体部分は足を含み、少なくとも１つの関節はそれら同士の間の足関節である。上述のように、補助的な可撓性スーツ１００は、１つ以上のセンサと、１つ以上のアクチュエータと、アクチュエータの出力を第２の身体部分に接続する１つ以上の力伝達要素と、センサに応答して、関節の運動時の予め定められた時間にアクチュエータアタッチメントを作動させて関節の周りに有益なモーメントを発生させるように構成される１つ以上のコントローラとを含む。
【０２８６】
補助的な可撓性スーツ１００を構成するための上記方法は、さらに、力伝達要素をオフボード作動システム２００の対応するアクチュエータに接続し、オフボードアクチュエータの出力を第２の身体部分に提供する行為を含む。この能力において、オフボードアクチュエータは、ネイティブな補助的な可撓性スーツアクチュエータの代わりに力伝達要素を作動させる。このように構成され、方法は、人物が第１の制御移動環境で移動するとセンサの出力を監視する行為と、センサの出力を用いて少なくとも１つの予め定められた歩様事象を特定する行為とを含む。方法はさらに、センサの出力に応答して、オフボードコントローラを用いて、オフボードアクチュエータの作動を制御する行為と、オフボードアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為とを含む。作動プロファイルが関節の周りに所望の有益なモーメント（たとえば、歩様の向上を促進する、または実際に提供するモーメントなど）を生じるまで、監視する、特定する、制御および調節する行為は実行され続ける。作動プロファイルを調節することは、たとえば、アクチュエータの作動のタイミング、アクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、アクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、アクチュエータによって供給される力の最大振幅、またはアクチュエータによって供給される力の期間、のいずれか１つまたはそれらの組合わせを調節することを含み得る。特定の例では、作動プロファイルを調節することは、背屈または足底屈を修正するように作動プロファイルを調節することを含む。
【０２８７】
（たとえば図２３の第１の制御ループ２３０１の一部としての）オフボード作動システム２００を使用して補助的な可撓性スーツ作動プロファイルパラメータを適切に調節するのに必要なデータを収集した後、方法は、補助的な可撓性スーツアクチュエータを力伝達要素に接続する行為と、アクチュエータを介して作動プロファイルを実現するように補助的な可撓性スーツコントローラを設定して関節の周りに所望の有益なモーメントを提供する行為とを含む。
【０２８８】
本概念のさらに他の局面に従うと、オフノーマルな歩様パターンを示す人物の可動性を高めるように補助的な可撓性スーツ１００（たとえば片脚のみの１つ以上の関節にわたって１つ以上の作動プロファイルを付与するように構成される片側の補助的な可撓性スーツまたは両脚の１つ以上の関節にわたって１つ以上の作動プロファイルを付与するように構成される両側の補助的な可撓性スーツ）の制御出力を動的に調節するための方法は、歩様周期中に第１の運動範囲にわたって第１の関節にわたって第１の作動プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為を含む。第１の作動プロファイルをそのように設定した後、方法は、歩様周期中に第１の身体部分の上の少なくとも第１のセンサの出力および第２の身体部分の上の少なくとも第２のセンサの出力を監視する行為を含み、歩様周期の少なくとも一部分の間、第２の身体部分は第１の身体部分と位相がずれている。第１のセンサおよび第２のセンサの各々は、歩様パターンに関連する第１および第２の情報を、第１の制御ループ２３０１のコントローラ２３１５および／または補助的な可撓性スーツ１００（第２の制御ループ）コントローラなどの、少なくとも１つのコントローラにそれぞれ提供するように構成され、当該情報は次に、有利に、しかし必ずではないが、第１の制御ループＧＵＩ２３１０などの表示装置上に表示される。そして、第１および第２の情報を用いて歩様パターンの差異が基準歩様パターンに対して求められる。この求めることは（たとえばＧＵＩ２３１０の出力を見ている）医療提供者によって、または（たとえば第１の制御ループ２３０１コントローラ２３１５、補助的な可撓性スーツ１００コントローラ、もしくは別のコントローラを介して）１つ以上のコントローラによって実行され得る。そのように求めたことに応答して、方法はさらに、基準歩様パターンからの歩様パターンの差異を減少させるように、または当該歩様パターン内の対称性を増加させるように、歩様周期中に第１の関節にわたる第２の作動プロファイルを決定する行為を含み、そのような決定する行為も医療提供者によってまたは１つ以上のコントローラによって実行される。方法はさらに、連続する歩様周期中に第１の関節にわたって第２の作動プロファイルを出力するように少なくとも１つの補助的な可撓性スーツアクチュエータを設定する行為を含む。少なくともいくつかの局面において、歩様パターンの差異または対称性は、矢状面または冠状面の少なくとも一方を横切る運動の対称性を含む。
【０２８９】
上記の方法の少なくともいくつかの局面に従うと、第１の身体部分は第１の脚であり、第２の身体部分は第２の脚であり、より特定的には、第１の身体部分は不自由であり、第２の脚は健全である。
【０２９０】
上記の方法はさらに、歩様周期中に第１の関節にわたって第１の力プロファイルまたは第１のトルクプロファイルを出力し、歩様周期中に第２の関節にわたって第２の力プロファイルまたは第２のトルクプロファイルを出力するように構成される１つ以上のアクチュエータなどの、多関節に作用するように構成される１つ以上のアクチュエータを含む補助的な可撓性スーツを含んでもよく、そのような力およびトルクは、歩様周期中の予め定められた運動範囲にわたって、または複数の運動範囲にわたって印加される。
【０２９１】
上記に鑑みて、補助的な可撓性スーツ１００システムは、さまざまな局面において、より容易にかつ簡単に移動する能力を着用者に提供するように構成される。たとえば、補助的な可撓性スーツ１００システムは、向上したフットクリアランス（背屈補助）およびより強力なプッシュオフ（足底屈補助）を提供し、前方推進を高めることができる。加えて、補助的な可撓性スーツ１００システムは、麻痺脚上で過ごす時間の増加、より安定した対称の歩様パターン、運動学の向上、およびより速い自己選択歩行速度を推進する。さらに、足関節からの推進の増大によって、患者は、ヒップハイク、分回し運動および膝屈曲などの代償動作を徐々に減少させることができるようになると考えられる。
【０２９２】
図３８は、本概念の少なくともいくつかの局面に係る、センサ信号３８００（本例ではジャイロ信号）を介した、患者の健全な脚（上）および不自由な脚（下）についてのフルグラウンドコンタクトおよびトゥオフの検出の説明を示す。本例では、センサデータ３８００はジャイロデータであるが、センサデータは、本概念の他の局面に従って、限定されずに、１つ以上のセンサから得られるか導出されてもよい。フルグラウンドコンタクトの検出は、ヒールストライク（ＨＳ）確認スタンプ３８３０の後に足が地面と完全に接触する期間３８２０を求めることによって達成される。このフルコンタクトの期間３８２０は、センサ信号３８００（たとえばジャイロ信号）の一貫性において最も信頼性が高い。その理由は、地面が足に対する物理的な制約として作用しているので足は患者の痙性にも係わらず動くことができず、足の動きが防止され、センサ信号の大きな変化が防止されるからである。本概念の少なくともいくつかの局面において、完全なフットコンタクト３８２０は、１）移動ウインドウの平均、および２）移動平均の標準偏差、の両方が一定の閾値未満であり、信号が予め定められた期間にわたってそこに留まる場合に確立される。この予め定められた期間は、本概念の少なくともいくつかの局面では、約１５０ｍｓに設定される。本概念の他の局面では、予め定められた期間は、この例示的な量よりも小さくても大きくてもよい。さらに、予め定められた期間は、患者特有の歩様観察と一致して医療提供者によって選択され得る。上述の２つの条件が満たされ続けている間に予め定められた期間（たとえば１５０ｍｓ）が経過した後、横ばい状態が確実に維持されるように、完全なフットコンタクト３８２０の歩様期が確認される。完全なフットコンタクト３８２０は、センサデータ３８００が上述の２つの条件を満足することから逸脱すると終了すると判断される。
【０２９３】
トゥオフ検出に関しては、トゥオフは、足が地面から完全に離れると起こる。したがって、トゥオフは、フルフットコンタクト期間３８２０が完了していると判断された後の第１のピーク３８４０として取られる。このトゥオフピーク３８４０は、足動作がトゥオフピーク３８４０の直前に地面によって物理的に制約され、トゥオフ後に自由となるため、信頼性が高いことがわかっている。本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、トゥオフ検索ウインドウ３８１０は、フルフットコンタクト３８２０の終了後に少なくとも実質的に開けられ、トゥオフ（ＴＯ）確認スタンプ３８４０によるトゥオフの確認後に少なくとも実質的に閉じられる。
【０２９４】
図３９は、ヒールストライクピーク３９６０が顕著でない例外の場合についての、本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出アルゴリズムの説明を示す。患者の不自由な脚について表わされるセンサデータ（たとえばジャイロ）によって示されるように、ヒールストライクピーク３９６０に対応するジャイロ信号ピークは大きくない場合があり、予め定められたピーク検出閾値３９３０を超えない場合がある。これは、たとえば、患者が床反力（ＧＲＦ）を最小化させる態様で自身の足を地面に安全に置こうとするときに起こり得る。本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、これが起きたとしても、最小化されたヒールストライクピーク３９６０は検出されず、制御システムはヒールストライク確認スタンプ３９５０を有利に課して、連続した歩様セグメント化を可能にする。図３８に関連して上述したように、完全なフットコンタクト３９２０はスタンス初期に呈示し始める信頼性が高い歩様事象である。したがって、本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、ヒールストライクアルゴリズムは、ヒールストライクピークが検出される前に完全なフットコンタクト３９２０が検出されると、ヒールストライク確認スタンプ３９５０を課す。
【０２９５】
図４０は、スイング期中のセンサ信号（たとえばジャイロ信号等）が発振性である、本概念の少なくともいくつかの局面に係る検出アルゴリズムの説明を示す。本例では、センサデータ４０００はジャイロデータであるが、センサデータは、本概念の他の局面に従って、限定されずに、１つ以上のセンサから得られるか導出されてもよい。図４０は、患者が運動制御障害のためにスイング期中に不自由な側の足を「震わす」場合を表わす。震えまたは足振戦は、図４０に示されるように、スイング期中にデータ信号（たとえばジャイロ信号）４０００内に複数のピークを生成し得る。複数のピークは、患者の足が矢状面内で震えているときに特に顕著である。これらの複数のピークをヒールストライクに対応するピーク（すなわちヒールストライクピーク４０４０）であると特定して不適切な作動トリガを生じさせないようにするために、ヒールストライクアルゴリズムは検索ウインドウ開放４０１０期間を測定し、当該期間を更新し、コントローラに対して歩様の最初部分の間はヒールストライクがあるかを検索しないように命令する。本概念の少なくとも一局面では、ヒールストライクアルゴリズムはコントローラに対して、検索ウインドウが開けられた後の検索ウインドウ４０１０期間の最初の７０％の間はヒールストライクがあるかを検索しないように命令する。少なくともいくつかの局面において、ヒールストライクアルゴリズムは、検索ウインドウ期間の移動平均、または患者の他の以前の運動学的データ（たとえば同様の歩様事象についての患者履歴データ、同じ肢セグメントからの患者履歴データ、別の肢セグメントからの患者履歴データ、等）を利用して、コントローラに対して、随意に別の肢セグメントを参照して、歩様のサブセットの間にヒールストライク検出の焦点をさらに絞るように命令する。一例として、限定されずに、この以前の運動学的データは、時間に基づいた制限（たとえば検索ウインドウ４０１０期間の最初の５０％の後等）および／またはセンサ信号特性パターン（たとえば検索ウインドウが開けられた後、かつ予め定められた最小数の起点（０Ｖ）交差の後）を含み得るがこれに限定されず、この後にヒールストライクピーク検出が実現される。上記に鑑みて、検索ウインドウ開放４０１０信号は、最も信頼性の高い合図（図４０の約５８．５〜５８．６秒の間に示されるトゥオフピーク４０７０）に基づいており、適応閾値を有する最も信頼性の低いデータを無視する。図４０に示されるように、センサデータ４０００の信頼性は、足関節加速がプッシュオフの残りで生じている間に足が自由に動けるため、トゥオフ４０７０の直後が最低である。図４０に示されるデータを信頼できないこの期間はしたがって、データの信頼性が証明されることが予測される期間の間のみにヒールストライク検出を有利に実行する適合ウインドウ期間閾値を介して無視される。
【０２９６】
次に図４１を参照して、図３Ａおよび図３Ｂの可撓性スーツ３００などの補助的な可撓性スーツのためのサスペンションアンカー（または「アンカー要素」）として構成される「片側」腰ベルト４１０６の斜視図が示される。腰ベルト４１０６は、着用者の骨盤に結合される（たとえば巻付いて、拡張可能な内径によって円周方向に取付けられる）ように設計される。図３Ｄの３０６で提示された腰ベルトアーキテクチャと同様に、図４１の腰ベルト４１０６は、適切に位置決めされて取付けられると、反力を支持するための耐荷重支持部材またはアンカー点として動作する骨盤ガードルの上外側腸骨稜の一方または両方の上に延びる。腰ベルト４１０６を着用者の体にぴったりと密着させることによって、補助スーツの動作時に体の自然な特徴がベルト４１０６を所定位置に持するのに役立つ。
【０２９７】
示される実施形態に従うと、腰ベルト４１０６は着用者の骨盤の周りに連続的に延びるように構成され、一方または両方の腸骨稜の上方に少なくとも部分的に位置する。非限定的な例として、腰ベルト４１０６は第１の非伸長性または実質的に非伸長性のパネル４１０８を含み、当該パネルは第１の（たとえば右）腸骨に近接して始まり、着用者の骨盤領域の前部を交差し、第２の（たとえば左）腸骨の稜の周りにかつ少なくとも部分的にその上方に巻付いて、第２の腸骨の後部で（たとえばユーザの下側腰椎領域に隣接して）終端する。第２の非伸長性または実質的に非伸長性のパネル４１１０は第１の（たとえば右）腸骨の上で始まり、第１の腸骨の稜の周りにかつ少なくとも部分的にその下方に巻付いて、第１の腸骨の後部で（たとえば下側腰椎領域に隣接して）終端する。伸縮性（たとえば弾性ファブリック）腰バンド４１１２が腰ベルト４１０６をユーザの骨盤に合わせ、使用時に快適性を提供し、腰ベルト４１０６の両側同士の高さの差を調節して、たとえば結果として生じる腰ベルト全体が水平になるように、着用時の混乱を回避するのに役立ち得る。
【０２９８】
第１および第２のフックおよびループ締付パネル４１１４および４１１６は、それぞれ、腰ベルト４１０６を所定位置に調節可能に固定するための取付点を提供する。第１の締付パネル１４１４（すなわち取付点）は中心からずれており、補助スーツの動作時に主要な引張り方向の反対側にあるように健全な脚に向かってずれている。随意の取外し可能なフックおよびループ締付パネル１４２４が設けられ、腰ベルト４１０６がリバーシブルであることを可能にするが、フックおよびループ締付パネルの「歯」が着用者と反対方向を向くことを保証し、これは快適性を高め、擦り剥けを防止するのに役立つ。腰ベルト４１０６にはさらに、ベルト４１０６を足底屈モジュール（たとえば図３Ａおよび図３Ｂの足モジュール３１２または他の開示される足アタッチメント要素）に接続するための足底屈取付ループ４１１８が設けられる。股関節インターフェイス４１２０は、受動的な外側股関節支持モジュールのための接続点として構成される。後部取付インターフェイス４１２２は、股関節伸展モジュールのための接続点として構成される。図４１の片側腰ベルト４１０６は、片側が引張られても移動しないように設計される。一般的に片側使用のために意図されているが、腰ベルト４１０６は左側または右側の障害補助を可能にするようにリバーシブル（たとえば裏返しに着用される）であってもよい。着用されると、腰ベルト４１０６はベルト４１０６が移動しようとする方向に「事前傾斜する」ように構成され、すなわち、力経路は着用者の健全な側で高く、不自由な側で低く生じる。
【０２９９】
本明細書中で用いられる臨床医および医療提供者という用語は、予防的、治癒的、販売促進的またはリハビリテーション的な医療サービスなどの医療サービスのいずれかの提供者を広範に指すように意図されており、医師、医師助手、看護師（上級実践正看護師を含む）、療法士、カイロプラクター、準医師、理学療法士、作業療法士、または医療人工器官技師などのいずれかの医療専門家（簡潔にするため「医療提供者」と総称される）を含み得るがこれらに限定されない。さらに、医療提供者は、調節が行なわれるときに補助的な可撓性スーツ１００の着用者の近くに必ずしも存在していなくてもよく、本概念の少なくともいくつかの局面に従うと、かつ、医療提供者による遠隔医療の実践のための特定の資格要件を考慮せずに、本概念は、着用者の遠くに（たとえば同じ州の別の場所に、別の州に、またはさらには別の国に、等）いる医療提供者による補助的な可撓性スーツ１００の調節を明示的に含む。そのような局面では、着用者が第１の制御移動環境で移動すると１つ以上のセンサの出力を監視する行為は、センサによって、通信経路（たとえばインターネット、ＬＡＮ、ＷＡＮ、セルラー通信等）上で医療提供者のユーザインターフェイス（たとえば処理装置およびディスプレイ）に送信される情報を遠隔監視することを含み得る。医療提供者は次にセンサデータを分析し、適切な調節を判断し、当該調節を補助的な可撓性スーツ１００制御システムに出力する。センサは、たとえば、補助的な可撓性スーツ１００の外部のセンサを含み得る。一例として、外部カメラ（たとえば着用者のホームコンピュータまたは着用者の携帯電話に統合されるカメラ、遠隔医療スーツ内のカメラ等）を用いて、着用者の歩様の視覚的な合図が医療提供者に与えられ（たとえば着用者がカメラに近づくと、カメラから離れると、および／またはカメラの視野内のカメラに対する別の角度で、等）、補助的な可撓性スーツ１００センサ１２０からの生データまたは処理データが補足されてもよい。
【０３００】
一例として、患者リハビリテーションが臨床設定において完了すると、患者は次に補助的な可撓性スーツを着用するか家に持って帰り、それをリハビリテーションスケジュール（たとえば１日当たりまたは１週間当たりの予め定められた時間数）ならびに／または自己選択した頻度および／もしくは期間（たとえば最少のリハビリテーションスケジュールを上回る）に従って使用し、より高レベルの機能を維持する。
【０３０１】
本明細書中に詳細に記載される特徴、機能および概念のいずれかのおよびすべての置換は（そのような概念が明示的に放棄されていないか相互に矛盾しないという条件で）本発明の主題の一部であると考えられる。たとえば、外観は異なるが、本明細書中に図示および説明される個々のシステムおよび装置および機能構成要素の各々は、明示的に放棄されるかそうでなければ論理的に禁止されない限り、他の開示される実施形態に関連して上記におよび下記に記載されるさまざまな形態、随意の構成、および機能的な代替肢のいずれかを取り得る。さらに、本明細書中に記載される技術は、その多数の例が提供されたさまざまな方法として具体化され得る。任意の方法の一部として実行される行為は任意の好適な方法で命令され得る。したがって、行為が図示される実施形態では連続行為として示されているとしても、示されるのとは異なる順序で実行される、いくつかの行為は同時に実行される、いくつかの行為は省略される、および／またはいくつかの行為は他の図示される実施形態から採用される実施形態が構成され得る。
【０３０２】
これらの実施形態およびそれらの明らかな変形の各々は請求項に記載される発明の精神および範囲内にあると考えられ、その少なくともいくつかの局面が以下の請求項に記載されている。さらに、本概念は、前述の要素および局面のいずれかのおよびすべての組合せおよび下位の組合せを明示的に含む。一例として、「既成の」補助的な可撓性スーツ１００は、必要に応じて患者特有の調節を提供し、センサを較正してコントローラ出力（たとえば軌道等）を調整するループ内の医療提供者とともに、特定の疾患（たとえばパーキンソン病、脳卒中等）に対処して、それと関連付けられる特定の歩様問題（たとえばストライド長の規則性の低下、歩様速度の減少、ケイデンスの変化、ストライド時間変動性等）に対処するように設計および最適化され得る。あるいは、モジュール式の補助的な可撓性スーツ１００は、患者特有の調節を提供するループ内の医療提供者とともに、患者に特有のニーズおよび歩様問題に対処するさまざまなモジュールから組立てられ得る。
【図１Ａ】
2016539723.tif 000005
【図１Ｃ】
2016539723.tif 000006
【図２Ａ】
2016539723.tif 000007
【図２Ｂ】
2016539723.tif 000008
【図２Ｃ】
2016539723.tif 000009
【図２Ｄ】
2016539723.tif 000010
【図２Ｅ】
2016539723.tif 000011
【図３Ａ】
2016539723.tif 000012
【図３Ｂ】
2016539723.tif 000013
【図３Ｃ】
2016539723.tif 000014
【図３Ｄ】
2016539723.tif 000015
【図３Ｅ】
2016539723.tif 000016
【図３Ｆ】
2016539723.tif 000017
【図４Ａ】
2016539723.tif 000018
【図４Ｂ】
2016539723.tif 000019
【図５】
2016539723.tif 000020
【図６】
2016539723.tif 000021
【図７Ａ】
2016539723.tif 000022
【図７Ｂ】
2016539723.tif 000023
【図８】
2016539723.tif 000024
【図９】
2016539723.tif 000025
【図１０Ａ】
2016539723.tif 000026
【図１０Ｂ】
2016539723.tif 000027
【図１０Ｃ】
2016539723.tif 000028
【図１０Ｄ】
2016539723.tif 000029
【図１０Ｅ】
2016539723.tif 000030
【図１１Ａ】
2016539723.tif 000031
【図１１Ｂ】
2016539723.tif 000032
【図１２】
2016539723.tif 000033
【図１３】
2016539723.tif 000034
【図１４】
2016539723.tif 000035
【図１５】
2016539723.tif 000036
【図１６Ａ】
2016539723.tif 000037
【図１６Ｂ】
2016539723.tif 000038
【図１６Ｃ】
2016539723.tif 000039
【図１６Ｄ】
2016539723.tif 000040
【図１６Ｅ】
2016539723.tif 000041
【図１６Ｆ】
2016539723.tif 000042
【図１７Ａ】
2016539723.tif 000043
【図１７Ｂ】
2016539723.tif 000044
【図１７Ｃ】
2016539723.tif 000045
【図１７Ｄ】
2016539723.tif 000046
【図１８】
2016539723.tif 000047
【図１９】
2016539723.tif 000048
【図２０Ａ】
2016539723.tif 000049
【図２０Ｂ】
2016539723.tif 000050
【図２０Ｃ】
2016539723.tif 000051
【図２１】
2016539723.tif 000052
【図２２Ａ】
2016539723.tif 000053
【図２２Ｂ】
2016539723.tif 000054
【図２２Ｃ】
2016539723.tif 000055
【図２２Ｄ】
2016539723.tif 000056
【図２２Ｅ】
2016539723.tif 000057
【図２３】
2016539723.tif 000058
【図２４】
2016539723.tif 000059
【図２５】
2016539723.tif 000060
【図２６】
2016539723.tif 000061
【図２７】
2016539723.tif 000062
【図２８】
2016539723.tif 000063
【図２９Ａ】
2016539723.tif 000064
【図２９Ｂ】
2016539723.tif 000065
【図３０Ａ】
2016539723.tif 000066
【図３０Ｂ】
2016539723.tif 000067
【図３１Ａ】
2016539723.tif 000068
【図３１Ｂ】
2016539723.tif 000069
【図３２】
2016539723.tif 000070
【図３３Ａ】
2016539723.tif 000071
【図３３Ｂ】
2016539723.tif 000072
【図３４Ａ】
2016539723.tif 000073
【図３４Ｂ】
2016539723.tif 000074
【図３５Ａ】
2016539723.tif 000075
【図３５Ｂ】
2016539723.tif 000076
【図３６】
2016539723.tif 000077
【図３７】
2016539723.tif 000078
【図３８Ａ】
2016539723.tif 000079
【図３８Ｂ】
2016539723.tif 000080
【図３９】
2016539723.tif 000081
【図４０】
2016539723.tif 000082
【図４１】
2016539723.tif 000083
【図１Ｂ】
2016539723.tif 000084
【図１Ｄ】
2016539723.tif 000085
【手続補正書】
【提出日】平成28年8月9日(2016.8.9)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
補助的な可撓性スーツを構成するための方法であって、
補助的な可撓性スーツを人物の身に着ける行為を備え、前記補助的な可撓性スーツは、少なくとも、第１の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第１のアンカー要素と、第２の身体部分にまたはその近くに位置決めされるように構成される第２のアンカー要素とを備え、少なくとも１つの関節が前記第１のアンカー要素と前記第２のアンカー要素との間に配置され、前記補助的な可撓性スーツはさらに、少なくとも１つのセンサと、少なくとも１つのアクチュエータと、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分に接続する少なくとも１つの可撓性を有する力伝達要素と、運動時に起こる１つ以上の事象に応答して作動プロファイルに従って前記少なくとも１つのアクチュエータを作動させ、前記少なくとも１つの関節の運動時に前記少なくとも１つの関節の周りにモーメントを発生させるために前記補助的な可撓性スーツの内部に引張力を印加するように構成される少なくとも１つのコントローラとを備え、前記方法はさらに、
前記人物が移動すると前記少なくとも１つのセンサの出力を監視して、前記少なくとも１つのセンサの前記出力を用いて、前記監視する期間中に少なくとも１つの歩様事象を特定する行為と、
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルの軌道、タイミング、および大きさの少なくとも１つを調節する行為と、
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルが前記少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させるまで、前記監視する、および調節する行為を実行し続ける行為と、
前記作動プロファイルを実現して歩様の向上を促進するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とを備える、方法。
【請求項２】
前記作動プロファイルを調節する行為は、前記少なくとも１つのアクチュエータの作動のタイミング、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプアップ力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給されるランプダウン力プロファイル、前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の最大振幅、または前記少なくとも１つのアクチュエータによって供給される力の期間、の１つ以上を調節することを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項３】
特定される前記少なくとも１つの歩様事象は、ヒールストライク、トゥオフ、ヒールオフ、フットフラット、フットランディング、制御された背屈の始まり、パワー供給による足底屈の始まり、地面に対する着用者の重心の高さ、筋肉エキセントリック収縮の開始、または筋肉コンセントリック収縮の開始、の少なくとも１つを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項４】
前記歩様の向上は、前方推進の向上、前方のヒップスイングの増大、安定性の増加、左右対称性の向上、不全片麻痺歩様における時間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における空間的対称性の向上、不全片麻痺歩様における歩様周期中の患側の関節可動域の増加、スイング期中のグラウンドクリアランスの増加、プッシュオフ時の足底屈力の増加、自己選択歩行速度の増加、または代償運動の減少、の少なくとも１つを備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項５】
前記補助的な可撓性スーツは、前記少なくとも１つのアクチュエータの出力を前記第２の身体部分におけるまたはその周りの複数の取付点に接続する複数の力伝達要素を備え、
前記複数の力伝達要素の少なくともいくつかは、モジュール式であり、前記補助的な可撓性スーツに選択的に組込まれるか前記スーツから取外され、１つ以上の関節回転面内の前記少なくとも１つの関節の回転を選択的に修正するために前記少なくとも１つのアクチュエータの出力と１つ以上の取付点との選択的な接続を提供する、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項６】
前記取付点の少なくとも１つは、前記補助的な可撓性スーツが、２つまたは３つの異なる関節回転面同士の間の調整可能な結合度を有する前記少なくとも１つの関節にトルクを供給することを可能にする、請求項５に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項７】
前記補助的な可撓性スーツはさらに、足関節足底屈補助、足関節背屈補助、股関節屈曲補助、股関節伸展補助、膝関節屈曲補助、および膝関節伸展補助のいずれか１つまたは組合わせを提供するように構成される複数の交換可能なモジュールを備え、
前記少なくとも１つのアクチュエータを作動させると、少なくとも２つの関節の周りにモーメントが発生する、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項８】
前記少なくとも１つの関節は足関節を含み、
前記少なくとも１つの力伝達要素を選択的に作動させると、前記足関節の足底屈、背屈、回外、回内、内反、外反、内転、または外転動作の１つ以上の修正が可能になる、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項９】
少なくとも前記監視するステップは、前記人物が第１の制御環境で移動すると実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１０】
前記監視する、調節する、および前記作動プロファイルを実現するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為に続いて、
前記人物が第２の制御移動環境で移動すると前記少なくとも１つのセンサの出力を監視して、前記少なくとも１つのセンサの前記出力を用いて、前記監視する期間中に少なくとも１つの歩様事象を特定する行為と、
前記少なくとも１つのアクチュエータの作動プロファイルの軌道、タイミング、および大きさの少なくとも１つを調節する行為と、
調節した作動プロファイルが前記少なくとも１つの関節の周りに有益なモーメントを発生させるまで、前記監視する、および調節する行為を実行し続ける行為と、
調節した前記作動プロファイルを実現して歩様の向上を促進するように前記少なくとも１つのコントローラを設定する行為とをさらに備える、請求項９に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１１】
前記第１の制御移動環境における移動は、トレッドミル上の歩行を備え、
前記第２の制御移動環境における移動は、床または機器を備えた床の上の歩行を備える、請求項１０に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１２】
少なくとも前記監視するステップは、前記人物が制御環境の外部で移動すると実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１３】
前記少なくとも１つの力伝達要素を少なくとも１つのオフボードアクチュエータに接続して、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの出力を前記第２の身体部分に接続する行為と、
前記少なくとも１つのセンサの前記出力に応答して、オフボードコントローラを用いて、前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動を制御する行為と、
前記少なくとも１つのオフボードアクチュエータの作動プロファイルを調節する行為と、
作動プロファイルが前記少なくとも１つの関節の周りに前記有益なモーメントを生じて歩様の向上を促進するまで、前記監視する、制御する、および調節する行為を実行し続ける行為とをさらに備える、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１４】
少なくとも前記監視する、および調節する行為は、ＧＵＩインターフェイスを介してループ内の医療提供者によって実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１５】
少なくとも前記監視する、および調節する行為は、ループ内の前記補助的な可撓性スーツを身に着けている前記人物によって実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１６】
少なくとも前記監視するステップは、前記コントローラに動作する検出アルゴリズムによって実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１７】
少なくとも前記調節するステップは、前記コントローラに対する制御アルゴリズムによって自動的に実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１８】
前記監視するステップは、前記補助的な可撓性スーツが透過状態で前記人物が移動すると実行される、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項１９】
前記監視する行為は、
歩様周期中に不自由な脚の上の少なくとも第１のセンサの出力を監視することを含み、前記第１のセンサは、歩様パターンに関連する第１の情報を前記補助的な可撓性スーツのコントローラに提供するように構成され、
前記調節する行為は、
前記不自由な脚の前記歩様パターンと基準歩様パターンとの差異を求めることと、
前記基準歩様パターンとの前記不自由な脚の前記歩様パターンの差異を減少させるように構成される、前記１つ以上の関節にわたって作用する作動プロファイルを決定することとを含む、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【請求項２０】
前記監視する行為は、
歩様周期中に不自由な脚の上の少なくとも第１のセンサの出力を監視することを含み、前記第１のセンサは、歩様パターンに関連する第１の情報を補助的な可撓性スーツのコントローラに提供するように構成され、前記監視する行為はさらに、
前記歩様周期中に健全な脚の上の少なくとも第２のセンサの出力を監視することを含み、前記第２のセンサは、前記歩様パターンに関連する第２の情報を前記補助的な可撓性スーツのコントローラに提供するように構成され、
前記調節する行為は、
前記第１の情報および前記第２の情報を用いて、前記健全な脚の歩様パターンとの前記不自由な脚の前記歩様パターンの差異を求めることと、
前記健全な脚の前記歩様パターンとの前記不自由な脚の前記歩様パターンの差異を減少させるように構成される、前記１つ以上の関節にわたって作用する第２の作動プロファイルを決定することとを含む、請求項１に記載の補助的な可撓性スーツを構成するための方法。
【国際調査報告】
2016539723.tif 000086
2016539723.tif 000087
2016539723.tif 000088