(57)【要約】人工膝は、並列をなす２つの直列弾性アクチュエーターからなる作動筋−拮抗筋配列を備え、膝関節、該膝関節に接続されて脚部材と並列をなす屈曲用及び伸展用アクチュエーター、及び、該アクチュエーターに独立にエネルギーを供給して、該膝関節及び該脚部材の動きを制御するためのコントローラを含んでいる。屈曲用アクチュエーターは、屈曲用モーターと屈曲用弾性要素の直列結合を含み、伸展用アクチュエーターは、伸展用モーターと伸展用弾性要素の直列結合を含む。センサーは、コントローラにフィードバックを提供する。屈曲用アクチュエーター及び伸展用アクチュエーターを一方向性とすることができ、この場合、屈曲用弾性要素及び伸展用弾性要素は直列ばねである。代わりに、伸展用アクチュエーターを双方向性とすることができ、この場合、伸展用弾性要素は一組の予め圧縮された直列ばねである。代替的には、屈曲用弾性要素を非線形漸軟ばねとし、伸展用弾性要素を非線形漸硬ばねとすることができる。
2012516717.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
動力付き人工膝であって、
義肢部材に対して回転可能で、かつ、該義肢部材に結合可能な膝関節と、
前記膝関節を回転させるための力を加えて、前記義肢部材を屈曲させるための直列弾性屈曲用アクチュエーターであって、前記膝関節に接続されて前記義肢部材と並列をなし、かつ、屈曲用モーターと屈曲用弾性要素の直列結合を含む直列弾性屈曲用アクチュエーターと、
前記膝関節を回転させるための力を加えて前記義肢部材を伸展させるための直列弾性伸展用アクチュエーターであって、前記膝関節に接続されて、前記屈曲用アクチュエーターからみて前記義肢部材の反対側において前記義肢部材と並列をなし、かつ、伸展用モーターと伸展用弾性要素の直列結合を含む直列弾性伸展用アクチュエーターと、
異なる時刻に前記屈曲用モーター及び前記伸展用モーターに独立にエネルギーを供給して、前記膝関節及び結合された義肢部材の位置、インピーダンス、及び非保存トルクを制御するためのコントローラ
を組み合わせて備える動力付き人工膝。
【請求項２】
前記コントローラにフィードバックを提供するように構成された少なくとも１つのセンサーをさらに備える、請求項１の人工膝。
【請求項３】
前記センサーは、前記膝関節の角変位、前記屈曲用弾性要素の圧縮、前記伸展用弾性要素の圧縮、前記屈曲用モーターの回転、前記伸展用モーターの回転の少なくとも１つに応答する、請求項２の人工膝。
【請求項４】
前記屈曲用アクチュエーター及び前記伸展用アクチュエーターが一方向性である、請求項１の人工膝。
【請求項５】
前記屈曲用弾性要素及び前記伸展用弾性要素は直列ばねである、請求項４の人工膝。
【請求項６】
前記屈曲用アクチュエーターが一方向性であり、前記伸展用アクチュエーターが双方向性である、請求項１の人工膝。
【請求項７】
前記屈曲用弾性要素が直列ばねであり、前記伸展用弾性要素が、一組の予め圧縮されている直列ばねである、請求項６の人工膝。
【請求項８】
前記屈曲用弾性要素が非線形漸軟ばねであり、前記伸展用弾性要素が非線形漸硬ばねである、請求項１の人工膝。
【請求項９】
前記屈曲用アクチュエーターが、バックドライブができないトランスミッションを備える、請求項１の人工膝。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願
本願は、2010年1月30日に出願された米国仮特許出願第61/148,545号の利益を主張するものであり、該仮特許出願の全開示内容は参照により本明細書に組み込まれるものとする。
【０００２】
本願は、2009年10月29日に出願された同時係属出願である米国特許出願第12/608,627号（該出願は、2006年12月19日に出願されたが放棄された米国特許出願第11/642,993の継続出願であって、2005年12月19日に出願されたがすでに失効している米国仮特許出願第60/751,680号の利益を主張するものである）の一部継続出願であって、米国特許出願第11/395,448号、第11/495,140号、第11/600,291号、及び第11/499,853号（これは、米国特許第7,313,463号として特許されており、2005年8月4日に出願された米国仮特許出願第60/705,651の出願日の利益を主張するものである）の一部継続出願であり、かつ、米国特許出願第11/395,448号の一部継続出願である。これらの米国特許出願の全開示内容は、参照により本明細書に組み込まれるものとする。
【０００３】
本願はまた、Hugh M. Herr、Daniel Joseph Paluska、及びPeter Dilworthによって2006年3月31日に出願された「Artificial human limbs and jointsemploying actuators, springs and Variable-Damper Elements」と題する米国特許出願第11/395,448号の一部継続出願である。米国特許出願第11/395,448号は、2005年3月31日に出願された米国仮特許出願第60/666,876号の出願日の利益、並びに、2005年8月1日に出願された米国仮特許出願第60/704,517号の出願日の利益を主張するものである。
【０００４】
本願はまた、Hugh M. Herr、Samuel K. Au, Peter Dilworth及びDaniel Joseph Paluskaによって2006年7月29日に出願された「An Artificial Ankle-Foot System with Spring, Variable-Damping, andSeries-Elastic Actuator Components」と題する米国特許出願第11/495,140号の一部継続出願である。米国特許出願第11/495,140号は、2005年8月1日に出願された米国仮特許出願第60/704,517号の出願日の利益を主張するものであり、また、米国特許出願第11/395,448号の一部継続出願である。
【０００５】
本願はまた、Hugh M. Herr、Conor Walsh、Daniel Joseph Paluska、Andrew Valiente、Kenneth Pasch、及びWilliamGrandによって2006年11月15日に出願された「Exoskeletons for running and walking」と題する米国特許出願第11/600,291号の一部継続出願である。米国特許出願第11/600,291号は、2005年11月15日に出願された米国仮特許出願第60/736,929号の出願日の利益を主張するものであり、かつ、米国特許出願第11/395,448号、11/499,853号、及び11/495,140号の一部継続出願である。
【０００６】
本願は、上記の特許出願の各々の出願日の利益を主張するものであって、上記の出願の各々の開示を参照によって組み込んでいる。
【０００７】
連邦支援の研究開発に関する陳述
本発明は、米国復員軍人援護局によって授与された認可番号VA241-P-0026下に米国政府の支援を受けてなされたものである。米国政府は本発明において所定の権利を有する。
【０００８】
本発明は、人工装具、外骨格装具、矯正器具、または、ロボット装置に使用するための人工関節及び義肢、特に、動力付きの人工膝関節に関する。
【背景技術】
【０００９】
ほとんどの市販の義足及び下肢装具は受動性であって、歩行サイクル中に関節生体力学（関節バイオメカニクス）を複製するために正の機械力を提供することができない。動力付きの膝システムの設計に対する既存のアプローチは、関節に直接結合された単一のモーター−トランスミッションシステムを使用することに主に焦点を当てていた。しかしながら、そのようなダイレクトドライブ（直接駆動）構成は、平坦な地面上を歩行している場合でさえも、生物学的膝関節の機械的挙動（または力学的挙動）を完全にエミュレート（模倣）するためには、大きな電力を消費する。このエネルギー非効率性の１つの理由は、脚の受動的な動力学特性、弾性エネルギー貯蔵、及び、腱様構造の復帰（復元）作用を十分に使用していないことにある。
【００１０】
大腿切断者用の膝義足は、受動性、可変ダンピング式（variable-damping：可変制動式）、動力付きの３つの主なグループに分類することができる。受動性の人工膝（関節）は、動作用の電源（動力源）を必要としないが、一般的に、可変ダンピング式の人工装具よりも環境外乱に対する適応力が小さい。可変ダンピング式の膝（関節）は、電源（動力源）を必要とするが、それは、ダンピング（制動）レベルを変更するために必要となるだけである。一方、動力付きの人工膝は、膝の非保存性の正の仕事を実行することができる。
【００１１】
可変ダンピング式の膝は、機械的に受動性の構成と比べると、異なる歩行速度に対して膝の安定度及び適応性を改善することを含むいくつかの利点を提供する。可変ダンピング式の膝は完全に受動性の膝機構に対していくつかの利点を提供するものの、正の機械力を生成することはできず、それゆえ、（椅子などに）座った状態からの立ち上がり動作、平坦な地面の歩行、及び、階段／斜面の上り歩行などの運動のために人間の膝関節の正の仕事段階を再現することができない。もっともなことだが、大腿切断者は、可変ダンピング式の膝の技術を使用するときに、たとえば、大腿を切断していない者に比べて、歩行パターンが非対称であり、歩行速度が低下し、及び、大きな代謝エネルギーが要求されるといった臨床上の問題に直面する。
【００１２】
動力付きの人工装具、整形具、外骨格装具、及びロボット脚システムの設計に対する現在のアプローチは、関節に直接結合された単一のモーター−トランスミッションシステムを使用することに主に焦点を当てている。そのようなダイレクトドライブ（直接駆動）構成は、人間の脚の機械的挙動（または力学的挙動）を完全にエミュレート（模倣）するためには大きな電力を消費する。本明細書で提示する生体模倣型の膝は、受動性の動力学を利用し、及び、弾性エネルギー貯蔵及び腱様構造の復帰作用を用いて、電力要件を最小限にする。該膝は、オンボード電源（たとえば基板上の電源）からの小さな電力消費でもって、平坦な地面を歩行している間、人間と同様の膝の力学特性を再現することができる。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明は、１つの側面において、並列に配置された２つの直列弾性アクチュエーターの作動筋−拮抗筋構造（または、作動体−拮抗体構造ともいう。以下同じ）を含む人工膝（膝義足）である。この人工膝の設計は、２つの直列弾性クラッチ機構及び可変ダンパーを含む、可変インピーダンス人工膝モデルによって動機付けされた。人間の歩行データを利用して、モデルの関節が生物学的に動くように制御した。モデルのパラメータは、ある時間にわたる該モデルの膝関節トルクと生物学的膝（関節）の値と間の差の二乗の和を最小にする最適化方式を用いて得られる。最適化された値を用いて、作動筋−拮抗筋構造を有する人工膝の機械的構成及び有限状態制御構成を指定する。２つの好適な実施形態が開発された。
【００１４】
本発明による膝を、そのアーキテクチャに起因して、歩行サイクルの立脚期中は、作動筋−拮抗筋式の直列弾性クラッチ要素として挙動するように、遊脚期中は、可変ダンパーとして挙動するように制御することができ、これによって、平坦な地面上を歩行する場合に、エネルギー効率の良い人工膝装置が得られる。膝の実施形態は、直列弾性力検出機能を有して完全に動力化（たとえば電動化）されており、したがって、膝関節トルクを、階段や斜面を上る歩行や、座った姿勢から立ち上がるといったよりエネルギーコストの高いタスクに対して直接制御することができる。それゆえ、膝のアーキテクチャは、非保存性の大きな機械力による移動に対応するように設計されてると共に、依然として、平坦な地面における非常に効率の良い歩行モードを提供する。
【００１５】
開示されている本発明は、１つの側面において、義脚（人工脚のこと）部材に対して回転可能であり、かつ、該義脚部材に結合可能な膝関節、該義脚部材に並列をなして、膝関節に接続された直列弾性屈曲用アクチュエーター（series-elastic flexion actuator）と、屈曲アクチュエーターからみて義脚部材の反対側において該義脚部材と並列をなして膝関節に接続された直列弾性伸展用アクチュエーターと、膝関節及び結合された義脚部材の動きを制御するために屈曲用モーター及び伸展用モーターに異なる時刻に独立にエネルギー（電力）を供給するためのコントローラとを備える動力付きの人工膝であって、該屈曲用アクチュエーターは、膝関節を回転させる力を加えて義脚部材を曲げるためのものであり、該伸展用アクチュエーターは、膝関節を回転させる力を加えて義脚部材を伸展させるためのものである。屈曲用アクチュエーターは、屈曲用モーターと屈曲用弾性要素の直列結合を備え、伸展用アクチュエーターは、伸展用モーターと伸展用弾性要素の直列結合を備える。好適な実施形態では、少なくとも１つのセンサーが、コントローラにフィードバックを提供するために使用される。センサーは、好ましくは、膝関節の角変位及び角加速度、膝関節におけるトルク、屈曲用弾性要素の圧縮、伸展用弾性要素の圧縮、屈曲用モーターの回転、伸展用モーターの回転、及び／または、歩行面との接触に応答するセンサーが含まれるが、これらには限定されない。
【００１６】
好適な実施形態では、屈曲用アクチュエーター及び伸展用アクチュエーターは一方向性であり、屈曲用弾性要素及び伸展用弾性要素は直列ばね（series spring）である。別の好適な実施形態では、屈曲用アクチュエーターは一方向性であり、伸展用アクチュエーターは双方向性であり、屈曲用弾性要素は直列ばね（series spring）であり、伸展用弾性要素は一組の予め圧縮された直列ばね（pre-compressedseries springs：予圧縮直列ばね）である。可変速歩行に特に適した別の好適な実施形態では、屈曲用弾性要素は、非線形性の漸軟ばね（softening spring）であり、伸展用弾性要素は非線形性の漸硬ばね（hardeningspring）である。
【００１７】
本発明の他の側面、利点、及び新規な特徴は、以下の本発明の詳細な説明及び添付の図面からより明らかになろう。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１Ａ】水平な地面上の歩行時の典型的な膝の生体力学的特性を視覚的に示す図であり、膝関節が損傷を受けていない被験者が、自己選択した速度で水平な地面を歩行しているときの歩行サイクルの割合（％）に対する、該被験者の膝関節の角度、トルク及びパワーの曲線をプロットしたものである。
【図１Ｂ】水平な地面上の歩行時の典型的な膝の生体力学的特性を視覚的に示す図であり、膝関節トルクを、５つの歩行段階（歩行期）を示す膝関節の角度位置に対してプロットしたものである。
【図２Ａ】本発明の１側面にしたがう、可変インピーダンスの人工膝モデルの例示的な実施形態である。
【図２Ｂ】図１Ａ及び図１Ｂからの生物学的トルクデータに対して、図２Ａのモデルからの最適化結果をプロットしたものである。
【図３】本発明の１側面にしたがう、動力付き作動筋−拮抗筋膝の略機構図である。
【図４Ａ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の側面図である。
【図４Ｂ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の矢状面での断面図である。
【図４Ｃ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の後面図である。
【図５】図４Ａ〜図４Ｃの能動性の人工膝の例示的な実施形態の主要な構成要素の分解図である。
【図６】図４Ａ〜図４Ｃの能動性の人工膝の例示的な実施形態の主要な構成要素の別の分解図である。
【図７Ａ】本発明の１側面にしたがう、図１Ａ及び図１Ｂに示す損傷を受けていない膝の挙動を再現するように実施された、水平な地面上の歩行用の有限状態コントローラ（finite state controller）の略図である。
【図７Ｂ】図７Ａのコントローラについて、肢切断者が水平な地面を歩行しているときの膝の有限状態制御の遷移を視覚的に示している。
【図８】Ａ〜Ｅは、本発明の１側面にしたがう、自己選択した速度で水平な地面を歩行しているときの、動力付き人工装具の予備的な歩行評価から得られた結果を示している。
【図９Ａ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の別の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の側面図である。
【図９Ｂ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の別の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の矢状面での断面図である。
【図９Ｃ】本発明にしたがう、能動性の人工膝の別の例示的な実施形態の構造設計（機械設計）の後面図である。
【図１０】図９Ａ〜図９Ｃの能動性の人工膝の例示的な実施形態の主要な構成要素の分解図である。
【図１１Ａ】本発明にしたがう、能動性の膝の直列弾性要素の力対変位挙動について、最適化された非線形多項式フィッティング（当てはめ）をした結果を示す。
【図１１Ｂ】本発明の１側面にしたがう、可変速度歩行用の可変インピーダンス人工膝モデルの例示的な実施形態を示す。
【図１１Ｃ】図１１Ｂのモデルを用いて、第１の歩行速度について、人工膝モデルの出力トルクを生物学的膝（関節）トルクデータと比較して示したグラフである。
【図１１Ｄ】図１１Ｂのモデルを用いて、第１の歩行速度と異なる第２の歩行速度について、人工膝モデルの出力トルクを生物学的膝（関節）トルクデータと比較して示したグラフである。
【図１１Ｅ】図１１Ｂのモデルを用いて、第１及び第２の歩行速度と異なる第３の歩行速度について、人工膝モデルの出力トルクを生物学的膝（関節）トルクデータと比較して示したグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本発明にしたがう可変インピーダンス人工膝は、作動筋−拮抗筋構成において並列に配置された２つの直列弾性アクチュエーターを有する。人工膝モデルは、可変ダンパーと、膝関節をまたぐ２つの直列弾性クラッチユニットを備える。可変インピーダンス制御構成によって、水平な地面上の定常歩行の間、人間の膝と同様の力学的特性が得られる。人工膝の可変インピーダンス特性に起因して、歩行中の所要電力を適度に抑えることができ、これによって、エネルギー効率の良い動力付き膝（たとえば電動式の膝）を提供することができる。１つの用途において、本発明にしたがう可変インピーダンス人工膝は、テザリング（制御したり動作させるための外部との接続）を要しない生体模倣型のロボット脚の一部として利用できるという利点がある。
【００２０】
本明細書で使用している以下の用語は、以下に示す内容を明白に含むものであるが、それらには限定されない。
【００２１】
「アクチュエーター」は、後述するタイプのモーターを意味する。
【００２２】
「作動筋」は、別の要素である拮抗筋によって抵抗または反作用を受ける収縮性要素を意味する。
【００２３】
「作動筋−拮抗筋アクチュエーター」は、互いに対して逆に動作する（少なくとも）２つのアクチュエーターを備えるメカニズム（装置）を意味し、１つのアクチュエーターは、エネルギーが供給されたときに２つの要素を互いに引き寄せる作動筋アクチュエーターであり、別のアクチュエーターは、エネルギーが供給されたときに２つの要素を引き離すように作用する拮抗筋アクチュエーターである。
【００２４】
「拮抗筋」は、別の要素である作動筋によって抵抗または反作用を受ける膨張性要素を意味する。
【００２５】
「生体模倣」は、関節や四肢などの生体構造や生体機構の特性及び挙動をまねる（模倣する）人工の構造または機構を意味する。
【００２６】
「背屈」は、足の先端が上に向かって動くように足関節を曲げることを意味する。
【００２７】
「弾性」は、伸張や圧縮による変形後に元の形状に回復する能力を意味する。
【００２８】
「伸展」は、関節における肢の骨間の角度を大きくする該肢の関節のまわりの曲げ運動を意味する。
【００２９】
「屈曲」は、関節における肢の骨間の角度を小さくする該肢の関節のまわりの曲げ運動を意味する。
【００３０】
「モーター」は、供給されたエネルギーを機械エネルギー（または力学的エネルギー）に変換することによって運動を生じさせ、または運動を与える能動要素を意味し、電気モーター／電気アクチュエーター、空気圧モーター／空気圧アクチュエーター、または、油圧モーター／油圧アクチュエーターを含む。
【００３１】
「足底屈」は、足の先端が下に向かって動くように足関節を曲げることを意味する。
【００３２】
「ばね」は、圧縮後や伸張後に元の形状に復帰する金属コイルやリーフ構造（leaf structure）などの弾性デバイスを意味する。
【００３３】
水平な地面を歩行しているときの人間の膝関節の生体力学。図１Ａ及び図１Ｂは、水平な地面を歩行しているときの典型的な人間の膝の生体力学的特性を表す図である。図１Ａには、男性の被験者（体重は８１．９ｋｇ）の膝（関節）の角度、トルク、パワー（動力）の曲線（power curve）が、水平な地面を自己選択した速度（１．３１ｍ／秒）で歩行しているときの歩行サイクルの割合（％）に対してプロットされている。平均値（実線。Ｎ＝１０の歩行実験）及び１標準偏差（破線）がプロットされている。図１Ｂには、膝関節トルクが、５つの歩行期を示す膝関節の角度位置に対してプロットされている。５つの歩行期を分離する重要な歩行事象は、踵接地（HS）１０５、立脚期の最大屈曲（MSF）１１０、立脚期の最大伸展（MSE）１１５、足指離地（toe off ：TO）１２０、及び、遊脚期の最大屈曲（MWF）１２５である。
【００３４】
図１Ａ及び図１Ｂからわかるように、５つの別個の段階すなわち歩行期を用いて、水平な地面上を歩行しているときの膝（関節）の生体力学的特性（バイオメカニクス）が記述されている。これらの歩行段階について次に説明する。
【００３５】
（１）踵接地（HS）１０５から始まって、立脚期の膝（関節）はわずかに（１５°程度）屈曲を開始する。この立脚期屈曲（Stance Flexion）１３０の段階によって、（地面への）衝突の際の衝撃を吸収することが可能である。この段階中は、膝（関節）を、立脚期伸展（Stance Extension）段階１３５に備えてエネルギーを蓄えるばねとしてモデル化することができ（リニア（線形）トルク対傾斜角度。図１Ｂ参照）。
【００３６】
（２）立脚期の最大屈曲（MSF）１１０に達した後、（歩行サイクルの１５％の時点で）膝関節は伸展を開始して、（歩行サイクルの４２％の時点で）立脚期の最大伸展（MSE）１１５に達する。この膝（関節）の伸展期間は、立脚期伸展（Stance Extension）段階１３５と呼ばれる。立脚期伸展１３５の間、膝（関節）は、立脚期屈曲１３０の剛性に類似した剛性を有するばねとして動作する（リニアトルク対傾斜角度。図１Ｂ参照）。ここで、剛性は、実際の関節の剛性ではなく、トルク対角度曲線の勾配として定義される準静的剛性である。
【００３７】
（３）立脚後期すなわち前遊脚期（Pre-Swing）１４０（歩行サイクルの４２％から６２％）の間は、支持脚の膝（関節）は、遊脚期屈曲（Swing Flexion）段階１４５に備えて、それが急速に屈曲する期間を開始する。前遊脚期１４０の間、膝（関節）が足指離地１２０に備えて屈曲を開始するときに、膝（関節）はばねのように動作する（リニアトルク対傾斜角度。図１Ｂ参照）が、立脚期屈曲１３０及び立脚期伸展１３５のときよりもその剛性は小さい。
【００３８】
（４）股関節が曲がると、脚は地面から離れるが膝（関節）は屈曲を継続する。足指離地１２０の時点で、歩行の遊脚期屈曲段階１４５が開始する。この期間全体にわたって（歩行サイクルの６２％〜７３％）、膝（関節）のパワー（動力）は、膝（関節）トルクが膝（関節）の回転速度を遅らせるために、一般的に負である（図１Ａ参照）。したがって、遊脚期屈曲１４５の間は、膝（関節）を可変ダンパーとしてモデル化することができる。
【００３９】
（５）遊脚期屈曲１４５中に最大屈曲角（６０°程度）に達すると、膝（関節）は前方への伸展を開始する。遊脚期伸展（Swing Extension）１５０の間（歩行サイクルの７３％〜１００％）は、膝（関節）パワーは、次の立脚期に備えて遊脚を減速させるために一般的に負である。したがって、遊脚期伸展１５０期間中の膝（関節）を、遊脚期屈曲１４５と同じように、可変ダンパーとしてモデル化することができる。膝（関節）が完全に伸展すると、足が再び地面に置かれて、次の歩行サイクルが開始する。
【００４０】
準受動性の人工膝モデル及び最適化。説明されている膝（関節）の生体力学的特性が与えられた場合には、水平な地面上における定常歩行の間、人間と同様の膝力学特性を生成することが可能であって、ダンピング（制動）と剛性の両方を変更することが可能な可変インピーダンス人工膝に対する要求が生じることは明らかである。そのような人工装具の例は、（立脚期の膝力学構造をモデル化するための）２つの拮抗する単関節直列弾性クラッチ２０５、２１０、及び、（遊脚期の力学構造をモデル化するための）１つの可変ダンピング要素２１５を備える、図２Ａに示す例示的な膝モデルである。このモデルでは、直列ばね２２０、２２５の各々を、それぞれのクラッチ２０５、２２５を作動させることによって係合（または連結。以下同じ）させることができ、また、そのクラッチを開くことによって切り離すことができる。モデルの制約のために、各クラッチは、各歩行サイクルの間に１回だけ接続することがきる。さらに、クラッチが接続されると、直列ばねがその全てのエネルギーを解放して、クラッチにかかる力がゼロになったときのみ、クラッチを切り離すことができる。
【００４１】
直列弾性クラッチモデルのパラメータを、膝関節の生体力学的挙動に合致するように変更した。モデルのパラメータは、伸展用ばねの剛性と屈曲用ばねの剛性に対応する２つのばね定数（ｋＥ、ｋＦ）、及び、相対的な膝（関節）伸展角及び膝（関節）屈曲角（θE及びθＦ）であり、かかるパラメータでもって、伸展用ばね及び屈曲用ばねは立脚期の間係合する。伝統的に、伸展用ばね（伸筋ばねともいう）は、係合すると膝関節を伸ばす（伸展させる）傾向があり、一方、屈曲用ばね（屈筋ばねともいう）は膝（関節）を曲げる（屈曲させる）傾向がある。膝モデルを、ある時間にわたるモデルの膝関節トルク値と生物学的膝関節のトルク値との２乗差の和を最小にする最適化方式を用いて生物力学的データに適合させた。より具体的には、最適化のために使用された費用関数は、
【数１】
2012516717.tif 000003
であった。ここで、τibioとτisimは、それぞれ、生物学的トルクデータと膝モデルから得られる、歩行サイクルのｉ番目の割合（％）において膝関節のまわりに加えられる角トルク（angular torque）であり、τmaxbioは、歩行サイクル中の関節における最大の生物学的トルクである。費用関数（１）は、伸筋ばねが、踵接地時（θE＝０）に常に係合するという制約によって最小化された。この制約は、肢喪失者の安全対策として、踵接地時における膝（関節）の曲がりを制限するために適用された。
【００４２】
費用関数（１）の所望の大域的最小点（global minimum）の決定は、先ず、該大域的最小点を含む領域を見つけるための遺伝的アルゴリズムを使用して実施され、次に、制約（または条件）のない勾配最適化ツール（gradient optimizer）によってその大域的最小点の正確な値が決定された。直列弾性クラッチ要素のパラメータを変更することによる費用関数（１）の最適化の後、該モデルの可変ダンパーを用いて、直列弾性要素が負の機械的力を十分に吸収できない領域における人工膝モデルのトルク値と生物学的トルク値とを完全に一致させた。生物学的膝（関節）のトルク値は、１．３１ｍ／秒で歩く体重が８１．９ｋｇで身長が１．８７ｍの健康な被験者の１０回の歩行実験から得られた動力学的及び運動学的データを用いて、逆動力学計算（inverse dynamics calculation）から得られた。
【００４３】
図２Ｂには、図２Ａのモデルから得られた最適化の結果が、図１Ａ及び図１Ｂからの生物学的トルクデータと対比してプロットされている。図２Ｂに示されているように、上側のグラフ２４５では、膝モデルの最適化された正味のトルク出力２５０が、損傷を受けていない人間の膝関節のトルクプロファイルと比較されており、平均２５５と１標準偏差２６０、２６５の両方が示されている（Ｎ＝１０の歩行実験）。図１Ａ及び図１Ｂから採用された生物学的データは、自己選択した速度（歩行速度＝１．３１ｍ／秒）で歩く肢が損傷していない被験者（体重＝８１．９ｋｇ）についてのものである。下側のグラフ２７０には、直列弾性クラッチ要素の伸展用ばね２７５及び屈曲用ばね２８０、並びに、可変ダンパー２８５からのトルク寄与が示されている。最適化ツールは、kE＝１６０Ｎ.ｍ／ラジアンに等しい伸展用ばねの剛性、１３７Ｎ.ｍ／ラジアンに等しい屈曲用ばねの剛性、及び、０．２７ラジアン（１５．４６°）に等しい屈曲用ばねの膝係合角度（knee engagement angle：膝関節への接続角度）を与える。
【００４４】
モデルのトルク出力は、実験値と良好に合致する。最適化手順によって制約されるので、伸展用ばねは、踵接地時に係合して、立脚期初期の膝（関節）の屈曲中にエネルギーを蓄える。膝（関節）が伸び始めると、屈曲用ばねが係合して、伸展用ばねがそのエネルギーを解放するときにエネルギーを蓄積する。遊脚期中は、モデルの可変ダンパーは、負のパワーの領域において生物学的トルク値に正確に一致する。遊脚期の中期及び終期には、パワーは、生物学的データでは正であり、したがって、ダンパーは、それらの歩行領域においてゼロトルクを出力する。
【００４５】
本発明の１側面にしたがう作動筋−拮抗筋膝の単純化した機構図を図３に示す。図３に示されているように、作動筋−拮抗筋作用を有する人工膝３００は、２つの一方向性の直列弾性アクチュエーター、直列弾性伸展用アクチュエーター３０５、及び、直列弾性屈曲用アクチュエーター３１０を備える。人工膝３００の一方向性アクチュエーター３０５、３１０の各々は、トランスミッション（動力伝達装置）３３５、３４０を介して接続されたモーター３１５、３２０及び直列ばね３２５、３３０から構成される。伸展用モーター３１５及び屈曲用モーター３２０を独立して用いて、各直列ばね３２５、３３０を係合させる膝（関節）角度を制御することができる。脚の上部３５０と下部３５５の間の膝関節３４５は、ケーブル駆動式のトランスミッションによって、装置の長手方向に沿って自由に移動できるリニアキャリッジ（台車）に結合されている。このキャリッジを、電気モーターによって駆動されるボールねじによって位置決めされる伸展用ばね３２５及び屈曲用ばね３３０によっていずれの側にも係合させることができる。好適な実施形態では、一方向性の直列弾性アクチュエーター３０５、３１０の両方は、ボールねじ（Nook industries，１０×３ｍｍ）に結合された２：１ベルトドライブから構成されたトランスミッション３３５、３４０を特徴とする。
【００４６】
図２Ａの例示的な膝モデルの原理は、例示的な２つの好適な物理的実施形態において具現化されている。１つの好適な実施形態では、図４Ａ〜図４Ｃに示すように、作動筋−拮抗筋様の動作を行う能動性の人工膝は、２つの一方向性の直列弾性アクチュエーターを備える。図５及び図６は、図４Ａ〜図４Ｃの能動性の人工膝の例示的な実施形態の主要な構成要素の分解図である。
【００４７】
図４Ａ〜図４Ｃ、図５及び図６に示されているように、一方向性のアクチュエーターは、伸展用アクチュエーター４０２及び屈曲用アクチュエーター４０４である。人工膝の伸展用アクチュエーター４０２は、トランスミッションを介して接続された伸展用モーター４０６及び直列ばね４０８から構成される。伸展用アクチュエーターは、膝関節４１０の近く（たとえば隣接位置）にある。伸展用トランスミッションは、精密なボールねじ４１６ドライブに結合されたタイミングプーリー４１２及びタイミングベルト（またはベルト）４１４駆動系から構成される。人工膝の屈曲用アクチュエーター４０４は、トランスミッションを介して接続された屈曲用モーター４１８及び直列ばね４２０から構成される。屈曲用トランスミッションは、精密なボールねじ４２６ドライブに結合されたタイミングプーリー４２２及びタイミングベルト（またはベルト）４２４駆動系から構成される。伸展用アクチュエーター４０２及び屈曲用アクチュエーター４０４を独立して用いて、直列ばね４０８、４２０の各々を係合させる膝関節４１０の角度を制御することができる。
【００４８】
直列弾性伸展用アクチュエーター４０２の動力付き要素（伸展用電気モーター４０６）を、（MaxonのRE40モーターなどの）ブラシ付きDCモーター（brushed DC motor）または（MaxonのEC-powermax 30などの）ブラシレスDCモーターとすることができる。この伸展用モーターは、タイミングプーリー−ベルトドライブ４１２、４１４機構を直接駆動する。この機構は、１：２速度伝達比（変速比）を有する。タイミングプーリー−ベルトドライブ機構４１２、４１４は、（Nook industries，１０×３ｍｍなどの）ボールねじ４１６を回転させる。伸展用アクチュエーター４０２のボールねじ４１６が回転すると、結合されたボールナットハウジング４２８が直線変位する。ボールナットハウジング４２８は、伸展用直列ばねケージ４３０に直接取り付けられている。伸展用直列ばねケージ４３０は、伸展用ばね４０８を安全に収容している。したがって、結合されたボールナットハウジング４２８が直線変位すると、伸展用直列ばねケージは直線変位を生じることができる。ボールナットハウジングは、該ボールナットハウジングに組み込まれているリニア軸受のために最小の摩擦状態で、２つの直線状の精密な鋼鉄製のガイドレール４３２に沿って移動する。２つの精密なガイドレール４３２の各々は、膝のメインフレーム（膝本体）４３４の対応する内部側壁に取り付けられる。
【００４９】
直列弾性屈曲用アクチュエーター４０４の動力付き要素（屈曲用電気モーター４１８）を、（MaxonのRE40、RE30モーターなどの）ブラシ付きDCモーター（brushed DC motor）または（MaxonのEC-powermax 30や22などの）ブラシレスDCモーターとすることができる。この屈曲用モーターは、タイミングプーリー−ベルトドライブ４２２、４２４機構を直接駆動する。この機構は、１：２速度伝達比（変速比）を有する。プーリー−ベルトドライブ機構４２２、４２４は、（Nook industries，１０×３ｍｍなどの）ボールねじ４２６を回転させる。屈曲用アクチュエーター４０４のボールねじ４２６が回転すると、結合されたボールナットハウジング４３６が直線変位する。ボールナットハウジング４３６は、屈曲用直列ばねケージ４３８に直接取り付けられている。屈曲用直列ばねケージ４３８は、屈曲用ばね４２０を安全に収容している。したがって、結合されたボールナットハウジング４３６が直線変位すると、屈曲用直列ばねケージは直線変位を生じることができる。ボールナット支持体４３６は、ボールナットハウジングに組み込まれているリニア軸受のために最小の摩擦状態で、２つの直線状の精密な鋼鉄製のガイドレール４３２に沿って移動する。２つの精密なガイドレール４３２の各々は、膝のメインフレーム（膝本体）４３４の対応する内部側壁に取り付けられる。
【００５０】
膝関節４１０の回転は、ケーブル駆動式トランスミッションに取り付けられたリニアキャリッジ４４２の直線変位に結合される。ケーブル駆動式トランスミッションは、２つのスチールケーブル（鋼鉄製ケーブル）４４０から構成される。各スチールケーブル４４０の２つの端部は、膝関節Uリンク支持体４４４に取り付けられる。各ケーブルが、膝の各側部に配置された対応するジョイントプーリー４４６に巻き付いている。側部のジョイントプーリー４４６の各々は、下側のアダプター４４８に取り付けられた軸を有する。リニアキャリッジ４４２は、２つの鋼鉄製の精密なレールガイド４３２で支持されて、該ガイド上を案内される。各レールは、膝のメインフレーム４３４の内部側壁に沿って延在している。精密なレールとリニアキャリッジ４４２の間の低摩擦は、リニアキャリッジ４４２の内部に組み込まれたリニア軸受によって得られる。スチールケーブル４４０によって、リニアキャリッジ４４２の直線変位を膝関節４１０の回転運動に結合することが可能になる。
【００５１】
リニアキャリッジ４４２を、伸展用ばね４０８及び屈曲用ばね４２０の直線運動を用いて、個別に係合させることができる。両方のばねは、それらの対応する直列弾性アクチュエーターの駆動動作によって独立して位置決めされる。直列弾性アクチュエーター４０２、４０４の各々は、水平な地面上の歩行と、階段の上りなどのより多くのエネルギーを要するタスク（動作）の両方に対して十分なパワー（動力）を提供することができる。
【００５２】
全ての作動機構は、下肢の解剖学上の外皮に似た構造を有する膝のメインフレーム４３４に対応するアルミニウム構造によって完全に支持される。膝のメインフレームは、該フレームに従来の高性能のロボット短下肢装具を取り付け可能にする下側アダプター４４８を有する。膝関節のUリンク支持体４４４と膝のメインフレームを結合することによって、膝関節４１０に対応する回転自由度が生まれる。膝関節のUリンク支持体４４４は、標準的な人工装具のピラミッド形アダプター４５０の取り付けを可能し、これによって、人工膝を、通常の大腿ソケットに取り付けることができ、かつ、肢喪失者が装着することが可能になる。
【００５３】
かかる機能要件に基づいた、図４Ａ〜図４C、図５、及び図６の実施形態の膝（関節）のサイズ、角度範囲（単位deg＝度）、及び、最大トルク値の設計パラメータが表１に記載されている。
【表１】
2012516717.tif 000004
【００５４】
オンボードコントローラへのリアルタイムフィードバック情報は、オンボード固有のセンサーによって提供される。図４Ａ〜図４Ｃ、図５及び図６の実施形態によって利用されるこれらのセンサーが表２に記載されている。
【表２】
2012516717.tif 000005
【００５５】
膝（関節）の角変位は、膝のメインフレーム４３４の左外面に固定されたデジタル直線エンコーダー４５２によって間接的に測定される。膝関節４１０の回転運動は、スチールケーブル４４０トランスミッションを介してリニアキャリッジ４４２の変位に結合される。直列弾性アクチュエーターのばね４０８、４２０の各々の圧縮度は、対応するホール効果センサー４５４、４５６で測定される。これらのセンサーは、ばね４０８、４２０が圧縮されている間に、ばねケージ４３０、４３８の各々に取り付けられた磁石の近さが変化したときに生じる磁界の変化を測定する。各モーターの回転は、対応するモーター４０６、４１８の背面に取り付けられたモーターデジタルエンコーダー４５８、４６０によって測定される。地面との相互作用は、力感知式フットパッド（force sensitive footpad）（不図示）で測定される。このフットパッドによって、脚が歩行面上にある時点と歩行面から離れている時点を検出することができ、ユーザが装着しているロボット人工膝がどの歩行段階にあるかをコントローラが決定するのを支援する。
【００５６】
全ての電子回路は、単一のオンボードマイクロコントローラベースのシステムに実装される。モーターは、Ｈブリッジ（H-bridge）コントローラによって駆動され、その速度は、２０ｋＨｚパルス幅変調（PWM）によって決定され、電力は、（６セルのリチウムポリマー電池（定格２２．２V）などの）DCバッテリー（直流電池）によって供給される。アナログセンサーは、１０ビットアナログ−デジタル変換器（ADC）によって読み取られた。該システムは、（AVRなどの）オンボードマイクロコントローラによって制御され、USB及び／またはブルートゥース（Bluetooth）によってモニタ（監視）することができる。全ての処理はオンボードで実行され、電力は、比較的小さな電池（質量＝０．１５ｋｇ）によって供給される。試作機（プロトタイプ）は、完全に自立型であり、テザリング（制御したり動作させるための外部との接続）を必要としない。
【００５７】
有限状態制御方式。水平な地面上の歩行用の有限状態コントローラは、図１Ａ及び図１Ｂに示す損傷のない膝（関節）の挙動を再現するために実施された。この状態機械は図７Ａに示されている。３つの状態が制御作用及び遷移条件と共に図示されている。コントローラの３つの状態は、立脚初期状態（Early Stance：ES）７１０、前遊脚状態（Pre-Swing：PW）７２０、及び遊脚状態（SW）７３０である。準受動的平衡点制御（quasi-passive equilibrium point control）が、状態ES７１０及びPW７２０用に実施され、SW状態７３０の間は、可変ダンピング制御が利用された。状態間の遷移は、３つの測定である、踵と地面の接触、つま先（足指）と地面の接触、及び膝（関節）角度によって主に決定された。
【００５８】
状態遷移及びその識別のために、該システムは以下の変数を用いた。
踵接触（Ｈ）。Ｈ＝１は、踵が地面に接触していることを示し、Ｈ＝０は、踵が地面から離れている状態を示す。
足指接触（Ｔ）。Ｔ＝１は、足指が地面に接触していることを示し、Ｔ＝０は、足指が地面から離れている状態を示す。
膝（関節）角度（θ）は、膝関節の相対角度である。全ての膝角度は屈曲角である。角度θE、θFは、それぞれ、立脚期中に伸展用ばね、屈曲用ばねが係合する角度を規定する。さらに、θ＋は、遊脚期の屈曲時の膝関節の角度であり、θ−は、遊脚期の伸展時の膝関節の角度である。
【００５９】
次に各状態について説明する。立脚初期状態（ES）７１０は踵接地（HS）から開始する。踵が地面に接触する（Ｈ＝１）と、伸展用モーターの軸（シャフト）は、高いPD利得制御を用いてロックされ、この場合の所望の軸速度はゼロである。次に、伸展用ばねは、踵接地時の膝の位置と等価なばね平衡角度θEで係合する。次に、伸展用ばねは、膝（関節）の伸展に備えて、立脚初期に膝（関節）が屈曲している間にエネルギーを蓄える。膝（関節）が屈曲している間、屈曲用ばねの平衡点θFは、位置制御を用いて、膝の出力接合部（knee output joint）に結合されたリニアキャリッジを精密に追跡するようにサーボ制御される（サーボ制御とは、サーボ機構による制御のこと）。膝（関節）が立脚初期状態において最大に屈曲すると、膝（関節）は伸展を開始し、屈曲用モーターの軸はロックされる。次に、屈曲用ばねは、膝（関節）の屈曲が最大となったときの膝（関節）の位置と等価なばね平衡角θFで係合する。エネルギーは、最初に、伸展用ばねから解放されて、その後、屈曲用ばねに蓄えられる。
【００６０】
前遊脚期状態（PW）７２０は、踵が地面から離れ（Ｈ＝０）て、膝（関節）角度が小さくなる（θ＜３°）と開始する。この状態では、伸展用ばねの平衡点θEは、無負荷（zero load）の下で位置制御され、膝（関節）が遊脚期に備えて屈曲するときにリニアキャリッジを精密に追跡する。屈曲用ばねは、それの現在の平衡位置θFを維持する（モーター軸はロックされたままである）。したがって、膝（関節）がPW全体にわたって屈曲すると、屈曲用ばねに蓄積されたエネルギーが解放される。
【００６１】
遊脚状態（SW）７３０は、足指離地（Ｔ＝０）で開始する。伸展用ばねの平衡角θEは、無負荷の下で膝（関節）角度の追跡を継続する。膝（関節）が２０°を超えて屈曲する（θ＋＞２０°）と、屈曲用ばねの平衡角θFは、θ＝１５°に対応する位置へと無負荷の下でサーボ制御される。膝（関節）が６０°を超えて屈曲する（θ＋＞６０°）と、伸展用ばねが係合する。伸展用モーターの軸に対する低利得ダンピング制御によって、伸展用モーター及びトランスミッションをバックドライブ（backdrive）して、膝（関節）の過屈曲を低減するための可変ダンパーとして動作させる。膝（関節）が伸展を開始し、及び、６０°未満の角度（θ−＜６０°）になると、伸展用ばねの平衡角θEは、再び、無負荷の下でリニアキャリッジを追跡して、伸展している間中膝（関節）を追従する。膝（関節）が、遊脚後期（遊脚期の後半）において１５°を超えて伸展を継続すると、屈曲用ばねが係合する。この場合も、屈曲用モーターの軸に対する低利得ダンピング制御によって、屈曲用モーター及びトランスミッションをバックドライブして、屈曲用ばねの平衡角θFが３°に達するまで、遊脚をなめらかに減速させるための可変ダンパーとして動作させる。遊脚時に膝（関節）が５°を超えて（θ−＜５°）伸展すると、伸展用ばねの平衡角θEは、後続の歩行サイクルの踵接地時における係合及びエネルギー貯蔵に備えて、３°にサーボ制御される。
【００６２】
図７Ａの状態機械の遷移を示す有限状態制御図を図７Ｂに示す。図７Ｂのグラフは、図４Ａ〜図４Ｃ、図５及び図６の実施形態において実施された制御方式によって、水平な地面上の３つの連続する歩行サイクルについてコントローラの状態遷移が行われる様子を例示している。水平な地面上の歩行の場合の制御状態は、立脚初期状態（Early Stance：ES＝状態１）７５０、前遊脚期状態（Pre-Swing：PW＝状態２）７６０、及び遊脚期状態（SW＝状態３）７７０として定義される。システムは、各歩行サイクルにおいて状態シーケンス１−２−３（ES−PW−SW）を経た。コントローラは、３つの連続する歩行サイクルを通じて状態１−２−３と着実に移行した。
【００６３】
自己選択した速度（０．８１ｍ／秒）での水平な地面の歩行中に、動力付き人工装具の予備的な歩行評価から得られた結果を図８のＡ〜Eに示す。人工膝の膝関節角度（図８のＡ）、正味のトルク（図８のＢ）、及び、パワー（図８のＣ）が、平坦な地面の歩行（肢喪失被験者の体重＝９７ｋｇ、歩行速度＝０．８１ｍ／秒）について、歩行サイクルの割合（％）に対してプロットされている（Ｎ＝１０の歩行実験について、平均は実線で、１標準偏差は破線で示されている）。図８のＤには、直列弾性アクチュエーターの伸展用ばね（下側の線）及び屈曲用ばね（上側の線）からのトルクの寄与がプロットされている。図８のＥには、膝関節トルクが膝関節角度位置に対してプロットされており、立脚期中の２つの特性剛性（characteristic stiffness）が示されている。
【００６４】
これらの人工膝の値は、図１Ａに示す、体重と身長が調和している肢を喪失していない人の損傷のない膝機構のものと定性的に合致している。人工膝は、図８のＡに示されている損傷のない膝の運動学（的特性）に類似して、立脚初期には、膝（関節）の伸展後に、膝（関節）の屈曲（最大１４．５°程度の屈曲角）を行う。立脚終期には、人工膝は、遊脚期に備えて急速な膝（関節）の屈曲を行う。該膝は、遊脚期において、最大６１°程度の屈曲角まで屈曲し、その後、踵接地の前に前方に伸展する。図８のＢ及びＣに示すように、人工膝の膝関節トルク及びパワー（動力）は、立脚初期の膝屈曲中は負である。図１Ａに示す損傷のない膝（関節）データでは、膝関節トルク及びパワーは、踵接地後、初めは正であるが、膝が屈曲を継続するにつれて急速に負になる。人工膝は、図８のＢに示すように、立脚初期の開始時には類似の挙動を示した。かかる挙動をしたのは、肢喪失者が、踵接地時に初めに膝を伸ばし、これによって屈曲用ばねを係合させたがすぐに膝の屈曲を継続して伸展用ばねを係合させたためである。踵接地の後すぐに伸展用ばねを圧縮することは、過度の座屈を被らないように膝を制限し、これによって、人工膝を装着した肢喪失者の安全をより確実に守るのに役立った。損傷のない膝と人工膝のいずれについても、立脚期における膝（関節）の伸展中、トルクは、初めは負で、その後正になり、膝（関節）パワーは、初めは正で、その後負になる。さらに、前遊脚期中は、トルク及びパワー（動力）は、初めは正で、その後、遊脚期に備えて負になる。遊脚期の間、損傷のない膝と人工膝のいずれについても、パワーは、膝（関節）の最大屈曲（負のトルク）を制限し、その後、遊脚期における伸展（正のトルク）中に遊脚を滑らかに減速させるために一般に負である。
【００６５】
図８のＤには、一方向性の直列弾性アクチュエーターの各々からのトルクの寄与が、歩行サイクルの割合（％）に対してプロットされている。屈曲用ばねは、肢喪失者の膝（関節）の短い伸展に起因して、踵接地後すぐに一時的に係合する。立脚期における膝の屈曲が生じるとすぐに、伸展用ばねは、人工膝モデルと同様に係合する。立脚期における屈曲中に、屈曲用ばねは、膝の出力接合部（knee output joint）に結合されたリニアキャリッジを精密に追跡するときにそのエネルギーを急速に失う。その後、屈曲用ばねは、立脚初期中において膝（関節）の屈曲が最大になったときに再び係合し、立脚期における伸展中及び前遊脚期中にエネルギーを蓄える。遊脚期では、膝の屈曲が最大のときの伸展用モーター、及び、立脚終期における屈曲用モーターは、膝の最大屈曲を制限し、かつ、立脚終期において遊脚をなめらかに減速させるために、それぞれ、能動的にバックドライブされる。図８のＥには、人工膝の膝（関節）トルクが、膝（関節）の角度位置に対してプロットされている。損傷のない人間の膝（図１Ｂ）と同様に、人工膝は、立脚期中に２つの特性剛性を有する。立脚初期の屈曲及び伸展段階中の膝（関節）の剛性は、前遊脚期中に比べて大きい。
【００６６】
図４Ａ〜図４Ｃ、図５及び図６の人工膝の実施形態は、歩行中の電気エネルギーを最小にするために、組み込まれた直列弾性要素を可変インピーダンス制御と組み合わせて利用する。この方式によれば、膝の挙動は、人工膝と損傷のない膝機構とで合致する。機械設計アーキテクチャと制御を組み合わせた場合には、人工膝の電気モーターは、水平な地面の歩行中、膝関節に対して正の仕事を行わず、その結果、所要電力が適度に収まる。
【００６７】
水平な地面の歩行中の人工装具（人工膝）可変インピーダンス制御によって、人工膝の所要電力は、０．８１ｍ／秒の平均歩行速度での定常歩行実験中は小さい（８Watts electrical（８ワットエレクトリカル））。研究者は、歩数カウントモニター装置を用いて、片側の脚を失った活動的な人が、一日に３０６０±１８９０歩だけ歩くことを見出した。モーターの所要電力（電力（パワー）＝電流×電圧）を見積もるために、オンボードモーター電流検出を用いて各モーターの電流を直接測定し、並びに、モーター電圧を見積もるために、モーター速度、モーター速度定数（motor speed constant）、及びモーター抵抗値を使用した。肢喪失者が、中程度の歩行速度で５０００歩だけ歩く場合を想定すると、オンボード電池のサイズを推定することができる。たとえば、０．１３ｋｇのリチウムポリマー電池（エネルギー密度は１６５ワット時／ｋｇ）は、５０００歩の動力付き歩行を可能にするであろう（８ワット×１．９５秒／サイクル×５０００サイクル＝７８キロジュール）。この電池質量は、他の市販の動力付き膝に必要な電池の１／５以下である。
【００６８】
図９Ａ〜図９Ｃに示す第２の好適な実施形態では、能動性の人工膝は、作動筋−拮抗筋アーキテクチャをなすように配置された２つのアクチュエーターを備える。図１０は、図９Ａ〜図９Ｃの能動性の人工膝の例示的な実施形態の主要な構成要素の分解図である。本発明にしたがう能動性の人工膝のこの実施形態では、２つのアクチュエーターの一方は、伸展用直列弾性アクチュエーター９０２であり、他方は、屈曲用アクチュエーター９０４である。伸展用アクチュエーター９０２は双方向性であり、屈曲用アクチュエーター９０４は一方向性である。人工膝の膝関節９０６の近くにある伸展用アクチュエーター９０２は、トランスミッションを介して接続された伸展用モーター９０８及び一組の予め圧縮されている直列ばね９１０から構成される。伸展用トランスミッションは、精密なボールねじ９１６ドライブに結合されたタイミングプーリーセット９１２及びベルト９１４駆動システムから構成される。人工膝の一方向性屈曲用アクチュエーター９０４は、トランスミッションを介して接続された屈曲用モーター９１８及び直列ばね９２０から構成される。屈曲用トランスミッションは、親ねじ（lead-screw）９２６ドライブに結合されたタイミングプーリーセット９２２及びベルト９２４駆動システムから構成される。伸展用アクチュエーター９０２及び屈曲用アクチュエーター９０４を独立に用いて、直列ばね９１０、９２０を係合させることができる膝関節９０６の角度を制御することができる。
【００６９】
伸展用アクチュエーター９０２の電気モーター９０８を、（MaxonのRE40モーターなどの）ブラシ付きDCモーター（brushed DC motor）または（MaxonのEC-powermax30などの）ブラシレスDCモーターとすることができる。この伸展用モーターは、タイミングプーリー−ベルトドライブ９１４、９２８機構を直接駆動する。この機構は、１：２速度伝達比（変速比）を有する。タイミングプーリー−ベルトドライブ機構９１４、９２８は、（Nook industries，１０×３ｍｍなどの）ボールねじ９１６を回転させる。伸展用アクチュエーター９０２のボールねじ９１６が回転すると、結合されたボールナットハウジング９３０が直線変位する。ボールナットハウジング９３０は、伸展用直列弾性ばねケージ９３２に直接取り付けられている。伸展用直列弾性ばねケージ９３２は、２つの同一の予め圧縮されている受動性の機械ばね（該ばねの剛性は、モデルの伸展用アクチュエーターの剛性と同じである）からなるばねの組９１０を安全に収容する。したがって、結合されたボールナットハウジング９３０が直線変位すると、伸展用直列弾性ばねケージ９３２は直線変位を生じる。ボールナットハウジング９３０は、２つの直線状の鋼鉄製のガイドレール９３４に沿って移動する。これら２つのレールの各々は、ハウジングの対応する側壁９３６に取り付けられる。ばねケージ９３２は、それに組み込まれているころ軸受９３８によって支持されたガイドレールに沿って移動する。伸展用アクチュエーター９０２は、スチールケーブルドライブシステム９４０に取り付けられているので、膝関節９０６の回転運動に直接結合される。
【００７０】
屈曲用アクチュエーター９０４の電気モーター９１８を、（MaxonのRE40、RE30モーターなどの）ブラシ付きDCモーター（brushed DC motor）または（MaxonのEC-powermax30や22などの）ブラシレスDCモーターとすることができる。この屈曲用モーターは、タイミングプーリー−ベルトドライブ９２２、９２４機構を直接駆動する。この機構は、１：２速度伝達比（変速比）を有する。プーリー−ベルトドライブ機構９２２、９２４は、（Nook industries，１０×３ｍｍなどの）親ねじ９２６を回転させる。屈曲用アクチュエーター９０４の親ねじ９２６が回転すると、結合されたボールナットハウジング９４２が直線変位する。ボールナットハウジング９４２は、屈曲用直列ばねケージ９４４に直接取り付けられている。屈曲用直列ばねケージ９４４は、屈曲用ばね９２０を安全に収容する。したがって、結合されたボールナットハウジング９４２が直線変位すると、屈曲用直列ばねケージは直線変位を生じることができる。ボールナットハウジング９４２は、該ボールナットハウジングに組み込まれているローラー９３８のために最小の摩擦状態で、２つの直線状の鋼鉄製のガイドレール９３４に沿って移動する。屈曲用アクチュエーター９０４は、膝関節９０６の回転運動に直接に結合されてはいないが、動作時には、膝を曲げることができ、伸展用直列弾性ばねケージ９３２をバックドライブする。
【００７１】
膝関節９３２は、伸展用直列弾性ばねケージ９３２に接続された組をなす２つのスチールケーブルドライブ９４０に結合される。該直列弾性ケージは、２つの鋼鉄製の精密なガイドレール９３４によって支持されて案内される。スチールケーブル９４０は、直列弾性ばねケージ９３２の直線変位を膝関節９０６の回転運動に結合できるようにする。
【００７２】
スチールケーブル９４０の各々の２つ端部は、膝関節の駆動ハブ９４４に取り付けられる。駆動ハブ９４４は膝関節ハウジング９４６によって支持される。各ケーブルは、膝関節９０６から離れた側の膝の各側部に配置された対応するジョイントプーリー９４８に巻き付いている。側部のジョイントプーリー９４８の各々は、対応する側壁９３６に取り付けられた軸を有する。対応するケーブルテンショナ９４９を調整して、側部のジョイントプーリー９４８を調節することによって、各ケーブルドライブ９４０に独立に張力をかけることができる。直列弾性アクチュエーター９０２、９０４の各々は、水平な地面上の歩行と、階段の上りなどのより多くのエネルギーを要するタスク（動作）の両方に対して十分なパワー（動力）を提供することができる。
【００７３】
全ての作動機構は、膝の側壁９３６、上側のピラミッド形アダプター９２８、及び下側のピラミッド形アダプター９５０のアッセンブリー（組立体）に対応するアルミニウム構造によって完全に支持される。この構造は、下肢の解剖学上の外皮に似た支持フレームを提供する。下側のピラミッド形アダプター９５０は、従来の高性能のロボット短下肢装具を人工膝に取り付け可能にする。標準的な人工装具用上側ピラミッド形アダプター９２８によって、人工膝を、通常の大腿ソケットに取り付けること、及び、大腿切断者が装着することが可能になる。人工膝の構成は、駆動アクチュエーター及び機構に容易にアクセスできるようにする着脱可能な側部及び前部のカバーを有しているので、人工膝のメンテナンスが容易である。
【００７４】
図９Ａ〜図９Ｃ及び図１０の実施形態の膝（関節）のサイズ、角度範囲（単位deg＝度）、及び、最大トルク値の設計パラメータが表３に記載されている。
【表３】
2012516717.tif 000006
【００７５】
膝の固有の感覚システム（センサーシステム）は、オンボードの制御電子回路にフィードバックを提供する。これらのセンサーは表４に記載されている。
【表４】
2012516717.tif 000007
これらのセンサーは、歩行中の、膝関節９０６の角変位、各直列弾性要素の変位及び変形、及び、膝と環境（地面）との力／接触相互作用をモニタする。
【００７６】
膝の角変位は、膝関節９０６に配置されたアブソリュートエンコーダー９５２によって直接測定される。このセンサー９５２は、関節の回転と連動するエンコーダーハウジング９５３上に搭載されている。各アクチュエーターの直列弾性ばね９１０、９２０の圧縮度は、対応するホール効果センサー９５４、９５６で測定される。これらのセンサーは、ばね９１０、９２０が圧縮されている間に、ばねケージ９３２、９４４の各々に取り付けられた磁石の近さが変化したときに生じる磁界の変化を測定する。各モーターの回転は、対応するモーター９０８、９１８の背面に取り付けられたモーターデジタルエンコーダー９５８、９６０によって測定される。地面との相互作用は、力感知式フットパッド（force sensitive footpad）（不図示）で測定される。このフットパッドによって、脚が歩行面に接触している時点を検出することができ、ユーザーが装着しているロボット人工膝がどの歩行段階にあるかをコントローラが決定できるようにする。地面との相互作用を測定するために使用される他の方法は、膝のフレーム（具体的には、すねカバー９６２内）に搭載されて、装着された下側ピラミッド形アダプター９５０を貫通する歪みゲージを使用することである。このセンサー情報は、膝に関して相互作用する力及びトルクに関する情報を提供するものであり、かつ、膝関節におけるトルクを計算するための情報を提供することができる。この情報は、コントローラが歩行段階を判定するのを支援する。この実施形態について考慮されている別のセンサーは、膝のメインフレームに取り付けられた慣性測定ユニット（不図示）を使用するものであり、これによって、コントローラが、歩行サイクル中の向き及び加速度を特定することが可能になる。
【００７７】
人工膝に自律性（テザリングを用いない制御）をもたらす電子機器一式が内蔵されている。電子機器は、膝の側壁及び後壁（後ろの壁）に組み付けられたグループをなす５つのプリント回路基板（PCB）に実装されている。これらの基板のうちの２つは、アクチュエーターの制御用に割り当てられ、他の１つのボードは、膝の制御方式全体の監視を担当し、他の１つのボードは、外部の監視用PC／ラップトップシステムとの接続及び通信用に割り当てられ、最後の１つのボードは、膝に設置された慣性測定ユニットのデータの処理を担当する。電子機器一式は、PICマイクロコントローラ技術に基づき、定格電圧２２．２Ｖの６セルリチウムポリマー電池によって給電される。モーター基板は、最大２０ＫＨｚまでの制御が可能なブラシレスコントローラを備える。システムの挙動を、USBを用いて、または、Wi-Fi（ワイファイ）相互接続による無線通信によって、モニターして更新することができる。
【００７８】
有限状態制御方式。歩行サイクル中の５つの段階を用いて、最小のエネルギー消費で膝の生体力学を模倣するために準受動性の膝モデルを利用する、水平な地面歩行用の膝制御方式が確立された。
【００７９】
立脚期の膝は、踵接地から開始して、わずかに（１５度程度）屈曲し始める。この立脚期屈曲段階は、衝突時の衝撃吸収を可能にする。この段階の間は、膝の伸展用アクチュエーターは、膝の屈曲中にエネルギーが蓄積されるときにばね平衡位置を維持することによってそれの直列弾性要素を係合させる。この場合、モーターは、係合クラッチ（または、かみ合いクラッチ）として動作している。
【００８０】
立脚期において屈曲が最大になると、（１５％程度の歩行サイクルで）膝関節は伸展を開始して、（４２％程度の歩行サイクルで）立脚期における最大伸展（MSE）状態に達する。この膝の伸展期間を立脚伸展段階（Stance Extension phase）と呼ぶ。立脚伸展段階の間、屈曲用アクチュエーターは、膝が伸展し始めたときにエネルギーが蓄積されるようにそれの直列ばねを位置決めし、これによって、伸展用ばねのエネルギーを伝達できるようにする。このエネルギー伝達によって、立脚期中に剛性を調整することが可能になる。屈曲用アクチュエーターのトランスミッションは親ねじを備えているので、該アクチュエーターが線形ばね（linear spring）を位置決めするとすぐに、モーターはもはや正の動力を提供せず、したがって、エネルギー消費全体が最小になるということに言及しておくのは重要である。これは、「常時閉（ノーマルクローズ）」設定状態におけるモデルのクラッチ係合挙動を効果的に利用している。
【００８１】
立脚期後半または前遊脚期の間（約４２％〜約６２％の歩行サイクル）は、支持脚の膝は、遊脚期に備えて急速に屈曲する期間を開始する。前遊脚期の間、膝は、足指離地に備えて屈曲しはじめ、屈曲用ばねに蓄積されたエネルギーが解放されて、足指離地の前にユーザーを支援する。
【００８２】
脚が地面から離れて膝は屈曲を継続する。足指離地時に、歩行の遊脚期屈曲段階が開始する。この期間全体（６２％〜７３％歩行サイクル）にわたって、膝（関節）トルクが膝の回転速度を遅くするため、膝のパワー（動力）は一般に負である。したがって、遊脚期屈曲段階中は、膝の伸展用アクチュエーターを回生要素（または再生要素）として利用することができ、該アクチュエーターがバックドライブされているときに、遊脚期中に減少したエネルギーをオンボードの電池に蓄積することができ、脚は新たな歩行サイクルを開始するために再配置される。
【００８３】
遊脚期中に最大の屈曲角（約６０°）に達すると、膝は前方への伸展を開始する。遊脚期伸展段階（約７３％〜約１００％歩行サイクル）の間、膝のパワー（動力）は、次の立脚期に備えて遊脚を減速させるために一般に負である。この段階では、伸展用アクチュエーターは、エネルギー回生（またはエネルギー再生）を提供して人工膝のエネルギー効率を改善するための要素として使用される。この段階の間、屈曲用モーターは、新たな歩行サイクルに備えて線形ばねを再配置する。
【００８４】
可変速歩行用の人工膝。説明されている能動性の人工膝の実施形態は、肢喪失者にＫ３レベル（すなわち、多様な歩調で歩行する能力または潜在的能力を有するレベル）で歩き回る能力を提供することが意図されている。肢喪失者の速度の変化に適応可能であって、かつ、最適なエネルギー効率レベルを維持することが可能な人工膝を提供するためには、両方の直列弾性要素を、非線形性のものとし、かつ、肢喪失者の体重に合わせて調整する必要がある。
【００８５】
速度適応性を評価するために、前述した最適化方式を用いて、可変インピーダンス膝モデルを、１．０ｍ／秒、１．３ｍ／秒、及び１．６ｍ／秒の速度で歩行している損傷を受けていない被験者からの生体力学的データに適合させた。最適化の結果は、歩行サイクル中の両方の直列弾性要素の係合角度と共に、それらの直列弾性要素に（それぞれの歩行速度における）線形剛性値をもたらした。それぞれのばねと歩行速度について、最初に最大の力−変位のデータ対が選択された。同じ力対変位空間に全てのデータ対をプロットすることによって、屈曲用ばね及び伸展用ばねについて最適な非線形ばね関数（non-linear spring function。または非線形ばね作用）を推定することが可能となった。図１１Ａは、本発明にしたがう能動性の膝の直列弾性要素の力対変位の挙動について、最適化された非線形多項式フィッティングを行った結果をプロットしたものである。具体的には、２次の多項式フィッティングが、モデルの伸展用ばね１１０５に対して実施され、区分的多項式（piecewise polynomial）フィッティングが、屈曲用ばね１１１０に対して実施された。
【００８６】
図１１Ａのデータによって示唆されているように、可変速歩行用途の場合は、図２の伸展用直列弾性要素を、非線形の漸硬（hardening）弾性要素で置換し、かつ、図２の屈曲用要素を漸軟ばね（softening spring）で置換する必要がある。図１１Ｂは、本発明の１側面にしたがう、可変速歩行用の可変インピーダンス人工膝モデルの例示的な実施形態を示している。図１１Ｂに示すように、該モデルは、２つの単関節直列弾性クラッチ１１２０、１１２５、２つの非線形ばね１１３０、１１３５、及び可変ダンピング要素１１４０を備える。
【００８７】
これらの非線形ばね関数（または非線形ばね作用）を用いて、人工膝モデルの出力トルクを生物学的膝（関節）トルクデータと比較した。図１１Ｃ〜図１１Ｅには、図１１Ｂに示すモデルを用いて３つの異なる歩行速度について行ったこの比較が示されている。図１１Ｃ〜図１１Ｅでは、最適化された膝モデル１１５０、１１５５、１１６０の正味のトルク出力を、損傷を受けていない人間の膝関節のトルクプロファイルと比較しており、各速度について、平均１１６５、１１７０、１１７５と１標準偏差１１８０、１１８２、１１８４、１１８６、１１８８、１１９０（Ｎ＝１０の歩行実験）の両方が示されている。該モデルの適合度は、各歩行速度における決定係数（coefficient of determination）R２によって提供される。生物学的データは、１．０ｍ／秒（図１１Ｃ）、１．３ｍ／秒（図１１Ｄ）、１．６ｍ／秒（図１１Ｅ）の３つの異なる速度で歩いている肢の損傷がない被験者（体重＝６６．２ｋｇ）について得られたデータである。選択された速度の各々について、歩行速度±５％の範囲が許容された。
【００８８】
可変速歩行用の人工膝モデルを、当業者にはすぐにわかる構成要素及び材料を用いて、図２のモデルについて説明した実施形態の場合と類似のやり方で物理的に実施することができること、及び、図４Ａ〜図４Ｃ、及び図９Ａ〜図９Ｃの実施形態に適する任意の変形及び修正が図１１Ｂのモデルを用いて実施する場合にも適するものであることが、当業者には明らかであろう。
【００８９】
さらに、本発明の好適な実施形態を開示したが、多くの他の実施例が当業者には想起されるであろうし、それらの実施例は全て本発明の範囲内のものである。上述の種々の実施形態の各々を、説明した他の実施形態と組み合わせて多数の特徴を提供することができる。さらに、本明細書では、本発明の装置及び方法の複数の個別の実施形態を説明したが、本明細書に記載されているのは、本発明の原理の適用の例示に過ぎない。したがって、当業者による他の配列（構成）、方法、変更形態、及び置換もまた、本発明の範囲内のものとみなされるのであり、本発明は、添付の特許請求の範囲以外によっては限定されない。
【図１Ａ】
2012516717.tif 000008
【図１Ｂ】
2012516717.tif 000009
【図２Ａ】
2012516717.tif 000010
【図２Ｂ】
2012516717.tif 000011
【図３】
2012516717.tif 000012
【図４Ａ】
2012516717.tif 000013
【図４Ｂ】
2012516717.tif 000014
【図４Ｃ】
2012516717.tif 000015
【図５】
2012516717.tif 000016
【図６】
2012516717.tif 000017
【図７Ａ】
2012516717.tif 000018
【図７Ｂ】
2012516717.tif 000019
【図８】
2012516717.tif 000020
【図９Ａ】
2012516717.tif 000021
【図９Ｂ】
2012516717.tif 000022
【図９Ｃ】
2012516717.tif 000023
【図１０】
2012516717.tif 000024
【図１１Ａ】
2012516717.tif 000025
【図１１Ｂ】
2012516717.tif 000026
【図１１Ｃ】
2012516717.tif 000027
【図１１Ｄ】
2012516717.tif 000028
【図１１Ｅ】
2012516717.tif 000029
【国際調査報告】
2012516717.tif 000030