"足首-足プロテーゼまたは矯正用装置であって、脛部材と、足部材であって、前記足部材は、歩行を支持し、かつ、前記足部材が前記脛部材に対して底屈および背屈することを可能にするように、前記脛部材に対して動作可能に構成されている、足部材と、前記脛部材に対して前記足部材を底屈させるように構成されているモータと、a前記モータと前記脛部材との間、および、b前記モータと前記足部材との間のうちの少なくとも1つに接続されている直列弾性要素と、次の歩みの歩行速度が予測されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第1のセンサと、足首トルクが決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第2のセンサと、低速歩行速度のための前記モータのトルクが、高速歩行速度のための前記モータのトルクより低いように、前記少なくとも1つの第1のセンサおよび前記少なくとも1つの第2のセンサの前記出力に基づいて、前記モータのトルクを制御するように構成されているコントローラとを備えている、装置。前記モータは、前記脛部材に対して前記足部材を背屈させるようにも構成されている、請求項1に記載の装置。前記少なくとも1つの第1のセンサは、角速度センサおよびIMUのうちの少なくとも1つを備えている、請求項1に記載の装置。前記コントローラは、反射が生じる直前に、前記少なくとも1つの第1のセンサの前記出力に基づいて、前記モータのトルクを制御する、請求項1に記載の装置。前記コントローラは、i前記少なくとも1つの第1のセンサの前記出力に基づいて、歩行速度に伴って変動する制御利得を決定することであって、低速歩行速度における前記制御利得は、高速歩行速度における前記制御利得を下回る、ことと、ii前記制御利得および決定された足首トルクに基づいて、所望のモータトルクを決定することと、iii前記所望のモータトルクを達成するために、前記モータを駆動することとを行うように構成されている、請求項1に記載の装置。前記コントローラは、i前記少なくとも1つの第1のセンサの前記出力に基づいて、前記脛の角速度ωXを決定することと、ii前記角速度の関数である制御利得ΚVωXを決定することであって、低角速度における前記制御利得が、低角速度における前記制御利得を下回る、ことと、iii式、モータトルク=KvωX×pff×正規化_トルクnに基づいて、所望のモータトルクを決定することであって、式中、pffは、定数であり、nは、2から7である、ことと、iv前記所望のモータトルクを達成するために、前記モータを駆動することとを行うように構成されている、請求項1に記載の装置。ωχ=0の場合、ΚVωX=0であり、ωXが閾値ωTHを超える場合、ΚVωX=1であり、ΚVωXは、ωχ=0とωTHとの間で単調に増加する関数である、請求項6に記載の装置。前記モータは、前記脛部材に対して前記足部材を背屈させるようにも構成されている、請求項7に記載の装置。前記少なくとも1つの第2のセンサは、足首トルクを直接測定する、請求項1に記載の装置。前記少なくとも1つの第2のセンサは、直列弾性要素の偏向が決定されることが可能な少なくとも1つの出力を有し、前記コントローラは、前記少なくとも1つの出力に基づいて、前記トルクを算出する、請求項1に記載の装置。前記少なくとも1つの第2のセンサは、前記モータの位置を感知するセンサと、前記脛部材に対する前記足部材の角度を感知するセンサとを備え、前記コントローラは、感知された前記モータの位置および感知された角度に基づいて、前記トルクを算出する、請求項1に記載の装置。前記少なくとも1つの第2のセンサは、前記モータの位置を感知するセンサと、前記脛部材に対する前記足部材の角度を感知するセンサとを備え、前記コントローラは、感知された前記モータの位置、感知された角度、および前記直列弾性要素のトルク対偏向特性に基づいて、トルク成分ΓSを決定する、請求項1に記載の装置。前記足部材が前記脛部材に対して十分に背屈された場合に圧縮される緩衝装置をさらに備え、前記コントローラは、前記感知された角度および前記緩衝装置のトルク対偏向特性に基づいて、トルク成分ΓΒを決定し、前記コントローラは、ΓSおよびΓΒに基づいて、総トルクを決定する、請求項12に記載の装置。足首-足プロテーゼまたは矯正用装置の特性を修正する方法であって、次の歩みの間、歩行速度がどうなるかを予測するステップと、予測された歩行速度が低速である場合の状況において、前記次の歩みの間、前記装置の特性を修正するステップとを含み、前記特性の修正は、前記予測された歩行速度が高速である場合に行われる正味非保存仕事量と比較した場合、前記次の歩みの間に行われる正味非保存仕事量における減少をもたらす、方法。前記特性を修正するステップは、前記予測された歩行速度が低速である場合の状況において、動力制御利得を低減させるステップを含む、請求項14に記載の方法。前記予測するステップは、前記次の歩みの直前の制御された背屈相の間の脛角速度測定に基づいて、次の歩みの間、歩行速度がどうなるかを予測するステップを含む、請求項14に記載の方法。前記脛角速度測定は、足底接地時に行われる、請求項16に記載の方法。近位部材と、関節によって前記近位部材に対して動作可能に接続されている遠位部材であって、前記遠位部材と前記近位部材との間の角度は、変動することが可能である、遠位部材と、前記遠位部材と前記近位部材との間の角度を変動させるように構成されているモータと、a前記モータと前記近位部材との間、および、b前記モータと前記遠位部材との間のうちの少なくとも1つに接続されている直列弾性要素と、次の歩みの歩行速度が予測されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第1のセンサと、関節トルクが決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第2のセンサと、低速歩行速度のための前記モータのトルクが、高速歩行速度のための前記モータのトルクより低いように、前記少なくとも1つの第1のセンサおよび前記少なくとも1つの第2のセンサの前記出力に基づいて、前記モータのトルクを制御するように構成されているコントローラとを備えている、装置。前記少なくとも1つの第1のセンサは、角速度センサおよびIMUのうちの少なくとも1つを備えている、請求項18に記載の装置。前記コントローラは、反射が生じる直前に、前記少なくとも1つの第1のセンサの前記出力に基づいて、前記モータのトルクを制御する、請求項18に記載の装置。前記コントローラは、i前記少なくとも1つの第1のセンサの前記出力に基づいて、歩行速度に伴って変動する制御利得を決定することであって、低速歩行速度における前記制御利得は、高速歩行速度における前記制御利得を下回る、ことと、ii前記制御利得および決定された関節トルクに基づいて、所望のモータトルクを決定することと、iii前記所望のモータトルクを達成するために、前記モータを駆動することとを行うように構成されている、請求項18に記載の装置。足首-足プロテーゼまたは矯正用装置であって、脛部材と、足部材であって、前記足部材は、歩行を支持し、かつ、前記足部材が前記脛部材に対して底屈および背屈することを可能にするように、前記脛部材に対して動作可能に構成されている、足部材と、前記脛部材に対して前記足部材を底屈させるように構成されているモータと、a前記モータと前記脛部材との間、および、b前記モータと前記足部材との間のうちの少なくとも1つに接続されている直列弾性要素と、前記直列弾性要素の偏向が決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つのセンサと、前記出力に基づいて、所望のトルクを決定するように構成されているコントローラとを備え、前記コントローラは、決定された所望のトルクに基づいて、前記モータのトルクを制御する、装置。前記モータは、前記脛部材に対して前記足部材を背屈させるようにも構成されている、請求項22に記載の装置。前記少なくとも1つのセンサは、前記モータの位置を感知するセンサと、前記脛部材に対する前記足部材の角度を感知するセンサとを備え、前記コントローラは、前記モータの位置と、前記感知された角度θと、前記直列弾性要素のトルク対偏向特性とに基づいて、トルク成分ΓSを決定する、請求項22に記載の装置。前記トルク成分ΓSは、基準角度βから感知された角度θを減算することによって決定され、前記基準角度βは、前記モータの位置に基づいて決定される、請求項22に記載の装置。前記足部材が前記脛部材に対して十分に背屈された場合に圧縮される緩衝装置をさらに備え、前記コントローラは、前記感知された角度および前記緩衝装置のトルク対偏向特性に基づいて、トルク成分ΓΒを決定し、前記コントローラは、ΓSおよびΓΒに基づいて、前記所望のトルクを決定する、請求項25に記載の装置。足首-足プロテーゼまたは矯正具を制御する方法であって、前記足首-足プロテーゼまたは矯正具は、足部材および脛部材と、前記脛部材に対して前記足部材を底屈させるように構成されているモータと、前記モータと直列の直列弾性要素とを有し、前記方法は、前記モータの位置を感知するステップと、前記モータが前記感知するステップにおいて感知された位置にある間に、前記直列弾性要素の偏向を決定するステップと、前記感知するステップにおいて感知されたモータの位置および前記決定するステップにおいて決定された偏向に基づいて、前記モータのトルクを制御するステップとを含む、方法。前記決定するステップは、前記脛部材に対する前記足部材の実際の角度を感知するステップを含み、前記制御するステップは、a前記実際の角度と前記感知するステップにおいて感知された前記モータの位置に対応する基準角度との間の差異と、b前記直列弾性要素のトルク対偏向特性とに基づいて、トルク成分ΓSを決定するステップを含む、請求項27に記載の方法。前記制御するステップは、前記実際の角度と、前記足部材が前記脛部材に対して押圧された場合に圧縮される緩衝装置のトルク対偏向特性とに基づいて、トルク成分ΓΒを決定するステップと、トルク成分ΓSを前記トルク成分ΓΒに加算するステップとをさらに含む、請求項27に記載の方法。近位部材と、前記近位部材に対して動作可能に構成されている遠位部材であって、前記遠位部材と前記近位部材との間の角度は、変動することが可能である、遠位部材と、前記遠位部材と前記近位部材との間の角度を変動させるように構成されているモータと、a前記モータと前記近位部材との間、および、b前記モータと前記遠位部材との間のうちの少なくとも1つに接続されている直列弾性要素と、前記直列弾性要素の偏向が決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つのセンサと、前記出力に基づいて、所望のトルクを決定するように構成されているコントローラとを備え、前記コントローラは、決定された所望のトルクに基づいて、前記モータのトルクを制御する、装置。前記少なくとも1つのセンサは、前記モータの位置を感知するセンサと、前記遠位部材と前記近位部材との間の角度を感知するセンサとを備え、前記コントローラは、前記モータの位置、感知された角度θ、および前記直列弾性要素のトルク対偏向特性に基づいて、トルク成分ΓSを決定する、請求項30に記載の装置。前記トルク成分ΓSは、基準角度βから感知された角度θを減算することによって、決定され、前記基準角度βは、前記モータの位置に基づいて決定される、請求項30に記載の装置。前記遠位部材と前記近位部材との間の角度が閾値角度を超えた場合に圧縮される緩衝装置をさらに備え、前記コントローラは、前記感知された角度および前記緩衝装置のトルク対偏向特性に基づいて、トルク成分ΓΒを決定し、前記コントローラは、ΓSおよびΓΒに基づいて、前記所望のトルクを決定する、請求項32に記載の装置。本発明の一側面は、足首-足プロテーゼまたは矯正用装置を対象とする。装置は、脛部材と、歩行を支持し、足部材が脛部材に対して底屈および背屈することを可能にするように、脛部材に対して動作可能に構成されている、足部材とを含む。モータは、脛部材に対して足部材を底屈させるように構成され、直列弾性要素は、aモータと脛部材との間、および、bモータと足部材との間のうちの少なくとも1つに接続される。次の歩みの歩行速度が予測されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第1のセンサと、足首トルクが決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第2のセンサとが存在する。装置はまた、低速歩行速度のためのモータのトルクが、高速歩行速度のためのモータのトルクより低いように、少なくとも1つの第1のセンサおよび少なくとも1つの第2のセンサの出力に基づいて、モータのトルクを制御するように構成されている、コントローラを含む。本発明の別の側面は、足首-足プロテーゼまたは矯正用装置の特性を修正する方法を対象とする。方法は、次の歩みの間、歩行速度がどうなるかを予測するステップと、予測された歩行速度が低速である場合の状況において、次の歩みの間、装置の特性を修正するステップとを含む。特性の修正は、予測された歩行速度が高速である場合に行われる正味非保存仕事量と比較した場合、次の歩みの間に行われる正味非保存仕事量における減少をもたらす。本発明の別の側面は、近位部材と、遠位部材であって、遠位部材と近位部材との間の角度が、変動することができるように、関節によって、近位部材に対して動作可能に接続される、遠位部材とを含む装置を対象とする。モータは、遠位部材と近位部材との間の角度を変動させるように構成され、直列弾性要素は、aモータと近位部材との間、および、bモータと遠位部材との間のうちの少なくとも1つに接続される。次の歩みの歩行速度が予測されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第1のセンサと、関節トルクが決定されることが可能な出力を有する少なくとも1つの第2のセンサとが存在する。装置はまた、低速歩行速度のためのモータのトルクが、高速歩行速度のためのモータのトルクより低いように、少なくとも1つの第1のセンサおよび少なくとも1つの第2のセンサの出力に基づいて、モータのトルクを制御するように構成されているコントローラを含む。本発明の別の側面は、脛部材と、歩行を支持し、足部材が脛部材に対して底屈および背屈することを可能にするように、脛部材に対して動作可能に構成されている、足部材とを含む、足首-足プロテーゼまたは矯正用装置を対象とする。モータは、脛部材に対して足部材を底屈させるように構成され、直列弾性要素は、aモータと脛部材との間、および、bモータと足部材との間のうちの少なくとも1つに接続される。装置はまた、直列弾性要素の偏向を決定することができる出力を有する少なくとも1つのセンサと、出力に基づいて、所望のトルクを決定し、決定された所望のトルクに基づいて、モータのトルクを制御するように構成されている、コントローラとを含む。本発明の別の側面は、足部材および脛部材と、脛部材に対して足部材を底屈させるように構成されているモータと、モータに直列の直列弾性要素とを有する足首-足プロテーゼまたは矯正具を制御する方法を対象とする。方法は、モータの位置を感知するステップと、モータが、感知するステップにおいて感知された位置にある間、直列弾性要素の偏向を決定するステップと、感知するステップにおいて感知されたモータの位置および決定するステップにおいて決定された偏向に基づいて、モータのトルクを制御するステップとを含む。本発明の別の側面は、近位部材と、遠位部材であって、遠位部材と近位部材との間の角度が、変動することができるように、近位部材に対して動作可能に構成されている、遠位部材と、遠位部材と近位部材との間の角度を変動させるように構成されている、モータとを含む、装置を対象とする。直列弾性要素は、aモータと近位部材との間、および、bモータと遠位部材との間のうちの少なくとも1つに接続される。装置はまた、直列弾性要素の偏向を決定することができる出力を有する少なくとも1つのセンサと、出力に基づいて、所望のトルクを決定し、決定された所望のトルクに基づいて、モータのトルクを制御するように構成されているコントローラとを含む。健康なヒトでは、足首-足は、通常、身体が、代謝効率に伴って、通常歩行を達成する必要がある、各歩幅に対する正の正味仕事量およびピーク動力をもたらす。歩行の立脚の間の足首における正味仕事量およびピーク動力は、歩行速度に非常に関連する。図2Aおよび2Bは、本関係を描写する。より具体的には、図2Aは、線11、12間にある、正味非保存仕事量対歩行速度の統計的範囲1σ境界を示す。図2Bは、線16、17として、ピーク動力対歩行速度の予想される統計的範囲1σ境界を示す。図2Bはまた、線18として、線16と17との間にある、ピーク動力対歩行速度の平均値ある研究で測定されたを示す。図2C内の星印によって描写されるデータ点は、前述の式1が、モータ電流を制御するために使用される場合の正味非保存仕事量対歩行速度を示す。正味非保存仕事量は、足首-トルク対足首角度の1サイクルにわたって、ループ面積を計算することによって、決定することができることに留意されたい例えば、図10に見られるように、点1から開始し、点、2、3、および4を連続して通過し、点1に戻る。正味非保存仕事量は、正常足首の場合の線11、12によって境界される、統計的範囲より高く、その範囲からの偏差は、より速い歩行速度においてより、より遅い歩行速度において大きいことが分かる。同様に、図2D内の星印によって描写されるデータ点は、前述の式1が、モータ電流を制御するために使用される場合のピーク動力対歩行速度を示す。ピーク動力は、正常足首の場合の平均値線18より高いことが分かる。正味仕事量もまた、より高く、無駄であり、余剰熱およびバッテリ寿命の短縮をもたらす。広範囲の歩行速度にわたって、通常歩行の場合のヒトの足首-足の生体力学をより厳密に模倣するために、第’384号出願に開示される実施形態は、本明細書に説明される動力制御アプローチを使用することによって、図2A内の線11、12および図2B内の平均線18によって境界される統計的範囲により厳密に一致する、正味仕事量およびピーク動力を各歩幅にもたらすように、修正され得る。本アプローチでは、次の歩みに対する歩行速度の予測が行われ、その予測された歩行速度を使用して、次の歩みに対する足首制御パラメータ動力制御利得の設定を含むを設定する。次の歩みの歩行速度を予測する方法の1つは、図3Aに描写される関係に基づく、脛ピッチ角速度ωXに基づくものである。これらの2つの速度は、立脚相におけるピーク角速度が、次の歩みの歩行速度の優れた予測としての役割を果たすように、非常に線形に相関する。歩行速度と脛角速度との間の相関は、立脚および遊脚相の間の種々の時間に存在するが、歩行速度予想とそれが適用される時との間の待ち時間を最小限にすることが好ましい。これを達成する方法の1つは、制御された背屈の開始直後すなわち、足底接地時、反射が開始する直前に、脛角速度をサンプリングすることである。本待ち時間の短縮は、ユーザが停止している場合等、ある状況において、反射が適用されないことを確実にする。一方、陳腐化した歩行速度予測が使用された場合例えば、以前の趾尖離地時の脛角速度から予想される歩行速度によって、予想が無効となる場合がある例えば、ユーザが、突然、停止することを決定する状況において。脛角速度は、慣性計測装置IMUまたは角速度センサARS等、任意の好適な手段によって、測定され得る。IMUまたはARSは、脛角速度が、図3Bに描写されるように、測定され得るように、ソケットに固定して接続される、プロテーゼまたは矯正具の上部に設置され得る。代替実施形態では、足構造上に搭載され得る。好適な角速度センサの実施例は、InvensenseIDG-300である。一好ましい実施形態では、IMUは、AnalogDevicesADXRS610等の3つの直角に整列された角速度センサと、FreescaleMMA7360L等の3つの直角に整列された加速時計から作製することができ。角速度感知技法を使用する利点は、それが、反射制御を起動する直前に、角速度の即時測定を提供することである。より具体的には、立脚相における最大角速度は、歩みの制御された背屈および動力によって推進された底屈相の間、反射トルク応答を調節するように計算および採用することができる。本反射は、通常歩行のためのヒトの足首-足の必要性を満たす、正味仕事量およびピーク動力を発生させるのに大きく関与する。反射トルク発生は、以下の式を使用して、モータを制御することによって、直列弾性要素SEEモータトルクと足首トルクとの間の非線形の正のフィードバックを介して、達成される。モータトルク=ΚVωX×pffx正規化_トルクn式2式中、ΚVωXは、最大角速度に関連する動力制御利得関数であり、その実施例は、図4Aに描写されており、pffは、高速歩行速度のために調整された動力制御利得であり、正規化_トルクは、トルクΓ0ユーザの体重に強い関連性があるによって正規化された足首トルクΓΑであり、nは、平地歩行の場合、典型的には、3から5の範囲内である、べき指数である。これは、前述の式1に類似するが、式の右側は、より遅い歩行速度に応答する、より低い角速度に対してモータトルクを低減するように選択される、利得関数ΚVωXによって乗算される。所望のモータトルクをモータのための駆動電流に変換するための随伴式は、本明細書に説明される全実施形態に対して同じままであることに留意されたいすなわち、モータ電流=モータトルク/kt式中、ktは、モータトルク定数である。一好適な利得関数ΚVωXは、図4Aに描写されており、角速度がゼロの時、0から開始し、高速歩行速度に対応する角速度ωTHで1まで線形に増加する。その閾値角速度ωΤΗを超えると、利得関数ΚVωXは、1のままである。閾値ωTHのための好適な設定は、高速歩行速度に対応する、角速度例えば、1.5から1.75メートル/秒の歩行速度に対応する、角速度である。いくつかの実施形態では、閾値点は、義肢装具士によって設定可能であり得、好ましくは、ある法定範囲例えば、1.25から2メートル/秒の歩行速度に対応する、角速度に制約される。他の実施形態では、法定範囲内のωΤΗ設定点を調節するための用意は、エンドユーザにさえ利用可能であり得る。式2の右側をΚVωXによって乗算する結果、モータは、より遅い歩行速度に対するより低い電流によって駆動されるであろう。これは、より遅い歩行速度において、より少ないトルクをもたらすであろう式1が使用される場合と比較して。本アプローチが、人工または矯正用足首を制御するために使用される場合、歩行の足底接地の間、トルクは、最初、ゼロとなるであろう。足首トルクΓΑは、制御された背屈相の終了時、増加し始めるであろう。上昇ΓΑに応答して、コントローラは、式2に基づいて、モータを駆動させ、正のフィードバック反射応答において、トルクをさらに増加させるであろう。本正のフィードバックは、趾尖離地に先立って、下肢が、地面から足を持ち上げ始めるまで、継続する。本時点において、正のフィードバックが減少し、したがって、トルクが、降下し始める。正のフィードバックは、その時点において、押し付けるものが何もないため、趾尖離地時に終了し、トルクを急激に減少させる。加えて、反射の適用を制御する状態機械もまた、位置制御が使用される、遊脚相へと移行する。状態機械の動作は、第’384号出願に説明されており、参照することによって本明細書に組み込まれることに留意されたい。式2の動力制御方法に基づく方法は、iWalk登録商標Powerfoot登録商標BiOM登録商標人工足首/足上で実装され、試験された。式2がモータを制御するために使用された場合、正味非保存仕事量対歩行速度は、図2C内の円形データ点によって描写される。図2C内の円形データ点と星印データ点前述との間の比較は、正味非保存仕事量が、式2が使用される場合、線11、12によって境界される統計的範囲により近いことを示す。同様に、図2D内の円形データ点は、モータ電流を制御するために、前述の式2が使用される場合のピーク動力対歩行速度を示す。式2が使用される場合のピーク動力は、式1が使用される場合図2D内の星印データ点によって示されるより平均値線18に遥かに近いことが分かる。本実験結果は、体重240ポンドおよび脛長53cmの患者から得られた。歩行速度は、IMUシステムを使用して測定され、0.8m/sから1.5m/sの範囲であった。システムは、ユーザが、その歩行速度を無作為に変更した場合に、動力の平滑移行を提供した。代替実施形態では、他の形状を伴う利得関数が、図4Aに描写される勾配の代わりに使用され得る。好ましくは、すべてのそのような関数は、ωX=0の時、0から開始し、1で終了し、単調増加する。利得関数のための好適な形状の実施例として、a正弦曲線の第一象限、またはb余弦曲線の第三および第四象限に類似する、形状が挙げられる0から開始し、1で終了するように、スケーリングおよびオフセットされる。平滑形状および急激な変化を伴う形状を含む、他の移行形状もまた、使用され得る。例えば、図4Bに描写される曲線は、低速歩行速度の場合、動力を低く維持するように動作し教室のようなある状況において好適であるであろう、速度が、閾値ωΤΗ2を超える場合のみ、増加するであろう。随意に、利得関数はまた、逆方向に歩行または走行時、反射応答を制御するように、負の速度に対して有効であり得る。本理由から、負の速度が、図4Bに含まれる。所望に応じて、負の速度に対する最大利得は、逆方向に歩行する場合、より小さい動力増大を提供するように、1より低くあり得る。いくつかの実施形態では、利得関数はまた、横歩きまたは横向きに跳躍する場合、速度の関数となるようにされ得る。いくつかの実施形態では、ユーザインターフェースが、義肢装具士に、式2内のnの値の制御を与えるように適用され得、好ましくは、ある法定範囲例えば、2から7内に制約される。3から5の設定点は、好ましいことが分かっている。正規化_トルクは、Γ0によって正規化されたΓΑであるので、nが、高い場合例えば、約5、電流は、ΓΑが、Γ0に近づくまで、上昇しないであろう。これは、正のフィードバックの開始を時間的に遅延させる。反対に、nが、低い場合例えば、約3、電流は、ΓΑが、Γ0に近づき過ぎる前に、増加を開始するであろう。これは、正のフィードバックの開始を時間的に早める。システムが、義肢装具士に、nの制御を与えるように構成されている場合、nを調節し例えば、エンドユーザからの口頭フィードバックに基づいて、ユーザのトルク快適性を最大化することができる。他の実施形態では、ユーザインターフェースは、エンドユーザに、nの制御を与えるように提供され得る法定範囲内。代替実施形態では、反射トルク発生式は、以下のように修正され得る。モータトルク=ΚVωX×pff×正規化_トルクnfωx式3式3は、式2に非常に類似するが、式3では、正規化_トルクの指数nは、角速度ωXの関数によって乗算される。関数fωxは、好ましくは、結果として生じる指数が、より低い角速度におけるより、より高い角速度において大きくなるように選択される。これは、ユーザが、より低速で歩行している場合のタイミングに対して、ユーザが、より高速で歩行している場合、反射の開始を時間的に早めるように動作するであろう。前述の実施形態では、システムは、次の歩みに対する歩行速度の予測を陽に行わないことに留意されたい。代わりに、システムは、脛の角速度ωXに依存する前述のように、予測された歩行速度に相関される。この場合、脛の角速度ωXは、歩行速度に対するサロゲートとしての役割を果たす。代替実施形態では、脛の角速度ωXに依存する代わりに、他のパラメータを使用して、歩行速度を予測し得る。次いで、足首動力は、これらの代替センサに基づく、予測された歩行速度に基づいて、適宜、調節されるであろう。例えば、膝上方の脚区分の角速度または立脚相における膝線形移動速度を使用して、次の歩みの歩行速度を予測し得る。IMUを使用して追跡される、足首または膝のデカルト軌道もまた、次の歩みの歩行速度を予測するために使用され得る。他の実施形態では、式は、中間結果として、予想される歩行速度を明示的に算出し、次いで、その中間結果に基づいて、種々のパラメータを調節し、動力および正味非保存仕事量を制御するように実装され得る例えば、式2内のKvωXをKv速度と置換することによって。好ましくは、システムは、特殊歩行環境が存在することを決定すると、動力レベルを修正するための特殊事象対応を含む。例えば、動力は、上り階段/上り勾配歩行の場合、歩行速度が低速である場合でも、増加され得る。または、動力は、下り階段または下り勾配歩行の場合、歩行速度が高速である場合でも、減少され得る。足首軌道または膝軌道例えば、IMUを使用して、決定されるは、特殊歩行環境の場合、足首の特性反射を含むを調節することができるように、特殊歩行環境が存在するかどうかを決定するための弁別子として使用され得ることに留意されたい。前述のシステムは、ユーザに、歩行速度の範囲にわたって、通常歩行のための正常な生体力学を達成するために、改善された正味仕事量およびピーク動力を提供する。システムはまた、ほとんどの人々の日常的所作における歩行の大部分の場合である低速歩行速度において、低モータ電流を使用する。これは、モータ温度を低く維持し、エネルギーを節約し、バッテリ再充電頻度および予備バッテリを携行する必要性を低減させるのを支援し得る。より低い電流はまた、直列バネを含む、駆動伝達にかかる応力および疲労を低減させ、デバイス内の種々の構成要素の設計寿命を延長することができる。前述の実施形態は、制御された背屈および動力によって推進された底屈の間、モータ電流を最終的に制御する式への入力として、足首トルクΓΑに依存する。本足首トルクΓΑは、いくつかのアプローチによって、決定され得る。第’384号出願に説明される、そのようなアプローチの1つは、例えば、Wheatstoneブリッジ構成に配設される歪みゲージを使用して、足首トルクΓΑを能動的に測定し、足首プロテーゼの上部のソケットアタッチメントによって、印加されたトルクを測定するものである。図5Aは、本実施形態のためのシステムブロック図である。人工または矯正用足首/足は、例えば、関節53によって、底屈および背屈をもたらすように、動作可能に接続される、脛部材52および足部材54を含む。モータ56は、脛部材52に添着され、直列弾性要素58は、米国特許第5,650,704号参照することによって本明細書に組み込まれるに説明されるように、モータと直列となるように、脛部材52と足部材54との間に着座する。一方向または他方にモータを駆動することによって、脛部材52に対して足部材54を底屈または背屈させるであろう。代替実施形態では図示せず、モータ56および直列弾性要素58の位置は、交換され得、その場合、モータは、足部材54に搭載されるであろう。トルクセンサ66は、足首トルクΓΑを測定し、そのトルクを表す出力をコントローラ68に送信する。コントローラ68は、式2を実装することによって、モータ56を制御するようにプログラムされる。代替実施形態では、式2を実装するように構成されている、アナログ回路が、コントローラ68の代わりに使用され得る。動力ドライバ60は、コントローラ68からの低レベル信号をモータ56を駆動するために必要とされる高動力信号に変換するために必要とされる、駆動回路を含む。図5Bは、図5Aの実施形態に示されるアーキテクチャを実装するための実践的機械構成を描写する。図5Bでは、トルクセンサ1732図5A内の参照番号66に対応するは、脛部材1716図5A内の参照番号52に対応するの一番上に位置付けられる。足首トルクΓΑを決定するための別のアプローチは、そのトルクをその構成成分に分割し、それらの成分の各々のトルクを別個に分析するものである。例えば、図6A-Cに描写される設計では、総トルクに寄与する、2つの成分、すなわち、直列弾性要素によって印加されるトルクΓsと、緩衝装置によって印加されるトルクΓΒが存在する。緩衝装置は、足首の脛部分と足部分との間に位置付けられ、また、剛性が高い場合、急停止部と見なされることができる。代替実施形態では、バネが、緩衝装置の代わりに使用され得る。ΓΒ成分、緩衝装置係合の間のみすなわち、背屈の間、脛部材が、足部材に添着される緩衝装置を押圧する場合、または、代替実施形態では、足部材が、脛部材に添着される緩衝装置に係合する時、作用することに留意されたい。寄与成分の各々が既知である場合、総足首トルクは、ΓsとΓΒとをベクトル加算することによってすなわち、ΓΑ=ΓsΓΒ、決定することができる。図6Bに描写される設計では、ΓsおよびΓΒの両方を、モータの位置を検出する、モータエンコーダ、および足首旋回の角度を検出する足首角度エンコーダ等、設計を通して分配される、位置センサによって測定される変位の関数として、決定することができる。Γsから始める。図6Cでは、モータ1B-102が、ボールネジ1B-106を駆動し、モータ上に搭載されたデジタルエンコーダ1B-104が、ボールネジ伸展pを測定する。足が、無負荷で動作された場合例えば、空中にある時、ボールネジ伸展pのあらゆる所与の値に対して、足首関節1B-108は、角度βpに移動するであろう。βp関数は、無負荷であるように、空中にデバイスを持ち上げ、次いで、その動作範囲全体を通して、モータを駆動し、pの各値において、足首関節1B-108の結果として生じた角度を測定することによって、実験的に決定されることが可能である。代替として、βpは、デバイスの既知の幾何学形状に基づいて、計算され得る。βp関数は、任意の好適な形式例えば、式またはルックアップテーブルとしてにおいて、コントローラ78図6Aに示されるによってアクセス可能なメモリ内に記憶される。正常動作の間、デバイスは、負荷がかけられ、足首関節1B-108の実際の角度θを決定することができる例えば、足首関節上に搭載された高分解能エンコーダ図示せずによって。加えて、実際のボールネジ伸展pは、デジタルエンコーダ1B-104の出力に基づいて、決定することができる。コントローラは、モータエンコーダからのpを入力し、メモリから無負荷角度位置βpを読み出す。次いで、足首関節角度エンコーダからの実際の角度θを入力し、βpをθから減算するすなわち、コントローラは、θ-βpを算出する。その差異は、SEE1B-110の角偏向である。いくつかの実施形態では、一回転モータコントローラを使用することができる。動力投入時における1モータ回転内のその絶対位置と絶対関節位置とを一緒に使用して、底屈方向における進行の終了に関するボールネジの絶対変位を決定することができる。偏向が決定された後、トルクは、偏向の関数であるため、トルクΓsを求めることができる。単純モデルでは、トルク対偏向特性は、Γs=ks×偏向ksは、SEEに対するバネ定数であるとなるように、線形関数Hookeの法則として、モデル化することができる。図9は、直列弾性要素1B-110図6Bに示されるに対するトルク対偏向特性を描写する。これらの特性から、測定された偏向を使用して、Γsを決定することができる。バネ定数ksを伴う式に依存することは、偏向からトルクを決定するための多くの可能性のある方法のうちの1つに過ぎず、トルク対偏向特性を決定するための代替モデルおよびアプローチもまた、使用され得ることに留意されたい例えば、ルックアップテーブル、多項式曲線適合法、または非線形予想。次に、ΓΒ成分を検討する。背屈の間、脛部材1B-111は、足部材1B-114に向かって押動し、それらの2つの部材間に着座するかつ、いずれかの部材に添着され得る緩衝装置1B-112が、圧縮される。緩衝装置1B-112に対して比較的に軟性のプラスチックを使用した、以前の発生設計の試験の際、発明者らは、係合の間、緩衝装置内に、250ポンドの切断者の場合、0.25°の偏向/85Nmピーク基準負荷の範囲内の観察可能な柔軟性が存在することを認識している。より硬質のプラスチックが使用される場合例えば、硬度95Aを伴う、EPDM、偏向は遥かに少なく例えば、250ポンドの切断者の場合、0.1°の偏向/85Nmピーク基準負荷、本柔軟性の力偏向特性は、より安定し、より容易にモデル化された。足首機構を格納する、金属シェルもまた、ある程度まで屈曲し、したがって、緩衝装置に接触する足構造および部材も屈曲することができることに留意されたい。屈曲変位が、特定の設計または設計のサンプルのために、実験的に測定される場合例えば、試験装置を使用して、それらの屈曲はすべて、自動的に、考慮されるであろう。緩衝装置の圧縮に伴う、ΓΒの変動は、所与の設計または設計の特定の具体例に対して実験的に決定することができる。これを行うための方法の1つは、図7に示されるように、サンプル足首/足250を試験装置200内にボルト締めするものである。試験装置200は、好ましくは、6自由度の力-トルクセンサ210例えば、JR3,Inc.製を使用し、該センサは、3つの直角軸に沿う力、およびそれら回りのトルクを、足首/足250の足部分252とJR3210との間にインストールされたバックドライブボールネジアクチュエータ220によって、同時に測定する。本試験装置200では、足首/足250は、足部分252が、足首/足250の脛部分254上の緩衝装置図6Bに示されると初期接触するまで駆動される。初期接触の角度は、θIとして、定義される。次いで、バックドライブボールネジアクチュエータ220を使用して、足部分252はさらに、角度θcまで駆動される。角度θcは、足首/足プロテーゼ図6Cに示される上の足首エンコーダ1B-108によって測定することができる。θcが増加するのに伴って、緩衝装置の圧縮が増加し、JR3210によって決定される力は、あらゆる可能性のある角度θcに対して記憶される。JR3210によって測定されたZ垂直およびY水平力は、次いで、バックドライブネジ軸に沿った力を決定するためのベクトル計算を使用して、合計される。足首トルクは、SEEからのいかなるトルク寄与も減算した後、軸方向力を垂直モーメントアームによって乗算することによって計算される。足首トルク対足首角度が、あらゆる可能性のある角度θcに対して数サイクル例えば、10サイクルにわたってプロットされ、最小2乗最良適合線が、線形関係ΓΒ=Ks×θc-θI式中、Ksは、緩衝装置1B-112に対する回転バネ定数であると仮定して、計算される。結果として生じた最良適合線の勾配は、図8Aに示されるように、Nm/radにおける緩衝装置のバネ定数Ksである。代替実施形態では、本線形関係を使用して、緩衝装置をモデル化する代わりに、設計内のトルク対偏向特性を決定するための代替モデルおよびアプローチもまた、使用され得る例えば、ルックアップテーブル、多項式曲線適合法、または非線形予想。トルク増加時すなわち、足部分が、緩衝装置内に駆動され、緩衝装置を圧縮している場合、足首トルクと足首角度偏向の関係は、非常に線形であることに留意されたい。しかしながら、ゼロに戻る場合トルク減少時、曲線は、異なる。本相違は、緩衝装置のエネルギー吸収特性の影響によるものである。増加トルク部分に対する最小二乗最良適合線の勾配を使用して、緩衝装置のバネ定数KSを決定することが好ましい。図8Bは、緩衝装置が、約30秒間、トルクが、-90に到達するまで、徐々に圧縮され、次いで、解放される状況において、本アプローチを使用して経時的に決定される、トルクのΓΒ成分を描写する。ΓΒトルクの量子化された性質は、エンコーダ分解能の関数である。本量子化は、より高い分解能のエンコーダを利用することによって、最小限にすることができる。一好ましい実施形態では、RenishawIncP/NRMB13BC1製13ビットエンコーダ8196カウント/360度が、使用される。Renishawエンコーダは、単極から生じる磁場の角度を測定するカスタムホール効果ICを採用し、円筒形磁石が、足首シェル内に内蔵された印刷回路アセンブリに添着されるICの配向に関連して、足構造上に搭載される。専用DSP内で実行する、FIR低域通過フィルタを使用した、角度測定のフィルタリングが、効果的分解能を15-16ビットまで拡張することが示されている。緩衝装置/足首シェルのトルク対偏向特性が、モデル化されると例えば、前述のように、プロテーゼの動作の間の任意の所与の瞬間におけるΓΒ寄与が、θcを測定し、式ΓΒ=Ks×θc-θIまたはΓΒをθcの関数としてモデル化する代替モデルに、結果を当てはめることによって、決定することができる。したがって、測定された角偏向θcから、第2のトルク成分ΓΒを決定することができる。代替実施形態では、光学、磁気抵抗、および誘導センサを含む、他の足首角度エンコーディング手段が、緩衝装置がどれくらい圧縮されたかを決定するために採用され得る。本時点では、ΓsおよびΓΒ成分は両方とも、既知である。ここで、ΓsをΓΒに加算し、ΓΑに到達することができ、結果として生じたΓΑを式2への入力として使用して、モータを制御する。図6Aは、ΓSおよびΓΒを別個に決定し、次いで、それらの成分を加算し、ΓAに到達することによって、本アプローチを実装するためのシステムブロック図である。要素52-60は、図5A内の対応する番号が付与された要素と同一である。角度位置センサ76は、モータ変位pおよび足首関節変位θを測定し、それらの変位を表す出力をコントローラ78に送信する。コントローラ78は、前述のように、それらの変位をトルクΓSに変換するようにプログラムされる。加えて、コントローラ78は、前述のように、足首関節変位θをトルクΓΒに変換するようにプログラムされる。次いで、コントローラ78は、ΓSをΓΒにベクトル加算し、ΓΑを決定する。次いで、コントローラ78は、式2を実装することによって、モータ56を制御する図5Aの実施形態におけるように、動力ドライバ60を用いて。前述のように、式2内のnは、ユーザにとって、デバイスをより快適にするように調整することができる。同様に、pff、および式2中のΚVωχ関数に影響を及ぼす閾値角速度ωTH等、他のパラメータもまた、調整され得る。次に、正常足首の立脚相体重正規化_トルク角応答に対するΓ-Θプロットである、図10を参照すると、正常足首をより模倣し、それによって、快適性および性能を改善しようとするために、プロテーゼまたは矯正具において調整され得る、付加的パラメータを見出すことができる。実施例は、足首-足が、制御された底屈K1-2の勾配から、制御された背屈K2-3の勾配を通して、動力によって推進された底屈K3-4の勾配へと移行するのに伴う、変調インピーダンスを含む。これらの3つのインピーダンスの初期値および趾尖離地θTOE-OFFにおけるθの初期値は、正常足首の平均Γ-Θ応答から導出することができ、次いで、それらの初期値は、個々のユーザの活動レベル、肢の長さ、体重分布、および選好に適合するように調整することができる。前述の実施形態では、単一モータが、底屈および背屈の両方を実装するために使用される。しかしながら、代替実施形態では、そのモータは、底屈を実装するための1つのモータと、背屈を実装するための別の構成要素とによって置換され得る。他の代替実施形態では、複数のモータが、底屈および背屈の両方を行うように、並列に配列され得る。さらに他の実施形態では、前述の電気モータは、他の種類のモータ例えば、油圧モータと置換することができ、その場合、コントローラおよび動力ドライバは、適宜、調節される必要があるであろう。前述の概念は、人工装具に関して説明されるが、また、矯正具に関して適用することもできることに留意されたい。加えて、前述の実施形態はすべて、足首に関するが、前述の概念は、臀部、胴体、および腕等、他の人工および矯正用用途に適用することもでき、その場合、当業者によって理解されるであろう、好適な修正が、行われるべきである。例えば、膝に関して、反射が、趾尖離地の間にまさに生じ、歩行速度予測は、趾尖離地直前の新鮮な脛速度測定を使用するであろう。その他の場合、脛部材は、近位部材として一般化することができ、足部材は、遠位部材として一般化することができ、および背屈/底屈は、遠位部材と近位部材との間の角度を変動させるものとして一般化することができる。前述の概念はまた、人間型ロボットに関して適用されることもできる。本発明は、ある実施形態を参照して、開示されたが、添付の請求項に定義される、本発明の分野および範囲から逸脱することなく、説明された実施形態に対して多数の修正、改変、および変更が、可能である。故に、本発明は、説明される実施形態に限定されず、以下の請求項およびその均等物の用語によって定義される全範囲を有することが意図される。"