JP2003150036A - 人間補助装置のシミュレーション・システム、方法、およびコンピュータ・プログラム - Google Patents

人間補助装置のシミュレーション・システム、方法、およびコンピュータ・プログラム

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JP2003150036A JP2002311767A JP2002311767A JP2003150036A JP 2003150036 A JP2003150036 A JP 2003150036A JP 2002311767 A JP2002311767 A JP 2002311767A JP 2002311767 A JP2002311767 A JP 2002311767A JP 2003150036 A JP2003150036 A JP 2003150036A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 組み合わされた筋骨格および補助装置システ
ムをシミュレートするシステム、方法、およびコンピュ
ータ可読媒体を提供すること。 【解決手段】 組み合わされた筋骨格および補助装置シ
ステムの動力学モデルが、入力として関節での計算され
たトルクを受け取り、出力としてセグメントのシミュレ
ートされた運動力学的データを送り出す。補助装置を制
御する補助装置コントローラは、入力としてシミュレー
トされた運動力学的データを受け取り、出力としてアシ
スト・トルクを送り出す。筋骨格および補助装置システ
ムの逆動力学モデルは、入力としてシミュレートされた
運動力学的データ、セグメントの目標の運動力学的デー
タ、およびアシスト・トルクを受け取り、計算された正
味のトルクおよび筋トルクを送り出す。筋力および筋容
量モジュールは、入力として計算されたトルクを受け取
り、評価および調整の後のトルクを計算する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、動力付き補助装置
（powered augmentation device）からの部分的なアシ
ストの下での人体の動きの解析および設計のための、シ
ミュレーション・システム、シミュレーション方法、お
よびそのプログラムに関する。
【０００２】
【従来の技術】運動機能の回復または強化のための人間
アシスト・システムまたは人間補助装置の効果的な使用
は、リハビリテーションおよび能力強化の研究の重要な
領域である。効果的なアシスト・システムの重要な特徴
および望ましい特徴には、（１）同一の作業を実行する
強壮な被験者と比較してエネルギー比率およびコストを
低下させること、（２）アシスト・システムを使用する
際に通常の活動をできるだけ損なわずできるだけ快適で
あること、および（３）実用的であることが含まれる。
第３の要件は、そのような装置を着用することとパワー
消費の必要を考慮したものである。これらの要件と使用
可能な技術から、人間の神経筋系と直接的または間接的
にインターフェースする、外部動力を有する矯正器具お
よび人工器官が開発された。実用的な人間アシスト装置
の開発に必要な多くの要件を満足することにおいて、重
要な進歩があった（Popovic, D., Externally Powered
andControlled Orthotics and Prosthetics. The Biome
dical Engineering Handbook, Editor Bronzino, J.D.,
2nd ed. Vol. 2, Chapter 142, 2000）が、日常的な応
用のためのシステムの実現は、まだ初期段階である。中
枢神経系（ＣＮＳ）制御の複雑さおよび随意制御と外部
の人工的制御の間のインターフェースは、なお難しく、
解決れていない問題である。
【０００３】機械動力付きの歩行機能補助プロトタイプ
・システムが、最近公表された（加藤および平田、「歩
行機能補助装置の研究」日本機械学会、福祉工学シンポ
ジウム、２００１年８月）。ターゲットの応用分野は、
高齢者および身体障害者が以前には実行できなかった日
常的作業を実行するか、または現在これらの作業に費や
されているものより少ない肉体運動で済むように介助す
ることである。考慮された作業は、歩行すること、持ち
上げること、座り、立つこと、および階段を登ることで
ある。プロトタイプおよび類似する人間補助システムの
実施において考慮しなければならない２つの重要かつ困
難な問題に、１）簡単には測定できない生体力学量なら
びに生理学量の解析および監視と、２）安全かつ効果的
に随意制御を補助することができるアクティブ制御の設
計が含まれる。これらの問題を研究する計算方法を開発
することによって、現在の技術のハードウェア実現のた
めに課せられる制約なしに、人間補助装置の将来の性能
を、シミュレーションを介して研究することができる。
シミュレーション研究によって、筋力、関節にかかる
力、および動きのエネルギ特性を含む、簡単には測定で
きない生理学的な量を推定することもできるようにな
る。加齢の影響を計算し、筋肉の活動を予測し、筋疲労
および筋容量を推定し、潜在的に危険な生理学的条件を
検出することができる。シミュレーションだけの使用
は、人間の被験者による最終的な試験の代用にはならな
い。しかし、正確な対象を特定したシミュレーションに
よって、歩行アシスト装置のために制御アルゴリズムを
設計し、改良することができるようになる。これは、本
発明の対象となるユーザ層に特に関連する。というの
は、このユーザ層は、既に健康上の制約を有しているか
らである。
【０００４】米国特許第６１５２８９０号に、作業シフ
ト中の自由に移動する被験者に対して測定される生物学
的変数の記録、提示、および自動分類の装置および方法
が開示されている。
【０００５】出願公開第２０００−２４９５７０号に、
人間の運動力学的データを生成する方法が開示されてい
る。
【０００６】「Gruber, K. et. al., 1998. A compara
tive study of impact dynamics: wobbling mass model
versus rigid body models. Journal of Biomechanics
31,439-444」に、人体をシミュレートするのに使用さ
れる逆動力学モデルが開示されている。
【０００７】しかし、上記文献のどれもが、動力付き補
助装置からアシストを受けている人間の動きの解析およ
び設計を取り扱っていない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】したがって、必要とさ
れるものは、動力付き補助装置からアシストを受けてい
る人間の動きの解析および設計のシステムおよび方法で
ある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明の一態様によれ
ば、セグメントおよびセグメントを接続する関節を含
む、組み合わされた筋骨格および補助装置システムのシ
ミュレーション・システムが提供される。シミュレーシ
ョン・システムには、組み合わされた筋骨格および補助
装置システムの動力学モデルと、補助装置の制御用の補
助装置コントローラが含まれる。シミュレーション・シ
ステムには、さらに、筋骨格および補助装置システムの
逆動力学モデルと、計算されたトルクを検査し、調整す
る筋力および筋容量モジュールが含まれる。組み合わさ
れた筋骨格および補助装置システムの動力学モデルは、
入力として関節での適した計算されたトルクを受け取
り、出力としてセグメントのシミュレートされた運動力
学的データを送り出す。補助装置を制御する補助装置コ
ントローラは、入力としてシミュレートされた運動力学
的データを受け取り、出力としてアシスト・トルクを送
り出す。筋骨格および補助装置システムの逆動力学モデ
ルは、入力としてシミュレートされた運動力学的デー
タ、セグメントの目標の運動力学的データ、およびアシ
スト・トルクを受け取り、出力として計算された筋トル
クおよび正味の関節トルクを送り出す。計算されたトル
クを検査し、調整する筋力および筋容量モジュールは、
入力として計算された筋トルクを受け取り、当該計算さ
れたトルクに調整を行った後に、出力として適したトル
クを計算する。
【００１０】本発明のもう１つの態様によれば、セグメ
ントおよびセグメントを接続する関節を含む、組み合わ
された筋骨格および補助装置システムをシミュレートす
る方法が提供される。この方法には、シミュレートされ
た運動力学的データに基づいて、補助装置のアシスト・
トルクを計算するステップと、シミュレートされた運動
力学的データ、セグメントの目標の運動力学的データ、
およびアシスト・トルクに基づいて、トルクを計算する
ステップが含まれる。この方法には、さらに、計算され
たトルクを評価し、調整するステップと、計算された関
節トルクに基づいて、セグメントのシミュレートされた
運動力学的データを計算するステップが含まれる。
【００１１】本発明のもう１つの態様によれば、セグメ
ントおよびセグメントを接続する関節を含む、組み合わ
された筋骨格および補助装置システムをシミュレートす
るコンピュータ・プログラムが提供される。このプログ
ラムには、シミュレートされた運動力学的データに基づ
いて、補助装置のアシスト・トルクを計算する命令と、
シミュレートされた運動力学的データ、セグメントの目
標の運動力学的データ、およびアシスト・トルクに基づ
いて、計算されたトルクを計算する命令が含まれる。こ
のプログラムには、さらに、計算されたトルクを検査
し、調整する命令と、関節での計算されたトルクに基づ
いて、セグメントのシミュレートされた運動力学的デー
タを計算する命令が含まれる。上記の命令に基づいて、
コンピュータは、各動作を実行する。
【００１２】本発明の実施形態によれば、筋力を、計算
されたトルクから導き出し、最大許容筋力と比較し、筋
力が限度を超える場合に、適したトルクを得るように調
整する。
【００１３】本発明のもう１つの実施形態によれば、ア
シスト・トルクを伴う筋力およびアシスト・トルクを伴
わない筋力が、アシスト・トルク制御が動きを助けたか
妨げたかを評価するために比較され、アシスト・トルク
制御が動きを妨げた場合に、筋力が調整され、適した関
節トルクが計算される。
【００１４】本発明のもう１つの実施形態によれば、ア
シスト・トルクを伴う筋力およびアシスト・トルクを伴
わない筋力が、アシスト・トルク制御が動きを助けたか
妨げたかを評価するために比較され、アシスト・トルク
制御が動きを妨げた場合には、適した関節トルクが計算
されるようにアシスト・トルク制御法則が調整される。
【００１５】本発明のもう１つの実施形態によれば、筋
力が、筋肉活性化の二乗の和を最小にする静的な最適化
判断基準に基づいて導き出される。
【００１６】本発明のもう１つの実施形態によれば、運
動力学的データの修正された加速度が、シミュレートさ
れた運動力学的データからの非線形位置および速度フィ
ードバックを介して得られる。
【００１７】本発明のもう１つの実施形態によれば、運
動力学的データに、位置データ、速度データ、および加
速度データが含まれ、運動力学的データの推定値が、目
標の加速度データ、シミュレートされた位置データと目
標の位置データとの間の誤差、およびシミュレートされ
た速度データと目標の速度データとの間の誤差に基づく
非線形フィードバックを介して計算される。
【００１８】本発明のもう１つの実施形態によれば、運
動力学的データが、位置データ、速度データ、および加
速度データを含み、運動力学的データの推定値が、シミ
ュレートされた位置データと目標の位置データとの間の
誤差、および／またはシミュレートされた速度データと
目標の速度データとの間の誤差に基づく非線形フィード
バックを介して計算される。
【００１９】本発明のもう１つの実施形態によれば、セ
グメントが床に接触する状態での計算された反力が、適
した計算されたトルクおよびシミュレートされた運動力
学的データに基づいて得られる。
【００２０】本発明のもう１つの実施形態によれば、重
力補償制御アルゴリズムが使用され、重力補償制御アル
ゴリズムで、重力による力を人工的に補償することによ
って、計算された筋力を減少させるように、アシスト・
トルクが得られる。
【００２１】本発明のもう１つの実施形態によれば、重
力に対する補償による、計算されたトルクの変化が、セ
グメントの質量中心の座標を使用して得られる。
【００２２】本発明のもう１つの実施形態によれば、セ
グメントの質量中心の座標が、関節角度およびセグメン
ト長の測定値から得られる。
【００２３】本発明のもう１つの実施形態によれば、重
力の変化に起因する、計算されたトルクの変化が、足の
下で測定された反力を使用して得られる。
【００２４】本発明のもう１つの実施形態によれば、フ
ィードバックゲインが、最速の非振動性応答を作成する
ように選択される。
【００２５】
【発明の実施の形態】本発明は、動力付き補助装置から
部分的アシストを受けている人間の動きの解析および設
計の計算方法を提供する。このアルゴリズムは、シミュ
レーション・プラットフォームに統合されて、人工的な
制御下の人間の動きを制御するアルゴリズムのプロトタ
イプ作成、シミュレーション、および検証のテストベッ
ドとして使用される。人間の動きの解析および設計の問
題は、比例フィードバック項および微分フィードバック
項によって結合される逆方向モデルおよび順方向モデル
を使用する軌跡追跡制御アルゴリズムとして定式化され
る。筋力分配および筋容量モジュールが、人工的な制御
の生理学的結果を評価し、必要な場合に修正を行うため
に、計算された関節トルクを監視するのに使用される。
この構成によって、コントローラのロバスト性、安定
性、および性能を検証でき、シミュレーション環境でパ
ラメータをすばやく変更できるようになる。シミュレー
ション環境で、多くの異なる動きを研究することができ
る。したがって、現在の技術のハードウェア実現のため
に課せられる制約なしに、人間補助装置の将来の性能お
よび設計を、シミュレーションを介して研究することが
可能である。
【００２６】システム・モデル システム（またはプラント）は、組み合わされた筋骨格
および補助装置システムの動的モデルを指す。研究によ
って課せられる要件に依存して、さまざまな度合の複雑
さを有するシステムを設計することができる。一般性を
失わずに、概念を示すために単純な平面二足システムを
考慮する（図１参照）。動きの方程式は、図１に示され
た二足移動の３つのパターンを処理するように定式化さ
れる。３つのパターンには、片足支持、両足支持、およ
び遊脚が含まれる。ｑが、回転および並進の自由度に対
応する座標であるものとする。
【００２７】
【数１】 q = [x3 y3 Θ1 Θ2 Θ3 Θ4 Θ5] T (１) ここで、（ｘ３、ｙ３）は、胴体の質量中心に対応し、
関節角度Θは、鉛直線から時計回りに測定される。
【００２８】システムは、筋肉からの随意制御および補
助装置からの人工的な制御によって作動される。関節に
印加される総トルク(正味関節トルク)は、筋肉からのト
ルク（τｍ）とアシスト・アクチュエータからのトルク
（τａ）を組み合わせたトルクである。
【００２９】
【数２】 τ=τa+τm (２)
【００３０】Ｃ（ｑ）が、足と床の接触制約式を表し、
Γ＝［ΓＬ ΓＲ］Ｔが、左右の足の下の床反力に対応
するベクトルであるものとする。このシステムの動きの
方程式は、次式によって与えられる。
【００３１】
【数３】
【００３２】ここで、Ｊ、Ｂ、およびＧは、それぞれ、
慣性項、コリオリおよび求心トルク項、および重力項に
対応する。ベクトルＴａｄによって、補助装置の動力学
がモデル化され、定数行列Ｄによって、関節でのトルク
結合効果の特性が表される。運動方程式の形成におい
て、関節角度に対して、相対座標ではなく絶対座標が使
用されているので、行列Ｄが存在する。床反力は、
【数４】 によって、状態および入力の関数として表すことができ
る（Hemami, H., A feedback On-Off Model of Biped D
ynamics. IEEE Transactions on Systems, Man,and Cy
bernetics, Vol. SMC-10, No. 7, July 1980）。
【００３３】図２に、左右の足と床の間欠的な接触に関
するシステム・モデル記述を示す。フォワードの動的計
算は、誘導される
【数５】 は、数値積分によって得られる状態変数
【数６】 を使用して、式(３)および(４)から計算される。
【００３４】内部（逆）モデル 新規の機械システムと結合された時の人体の挙動が、コ
ントローラが内部モデルに依存している時に生じる挙動
に非常に類似することが実証された。そのような内部モ
デルの１つが、運動指令の知覚結果を予測するのに使用
される計算を記述するのに使用される用語であるフォワ
ード・モデルと考えられる。フォワード・モデルを、人
間の中枢神経系（ＣＮＳ）によって使用して、動作の知
覚結果を推定することを提唱する多数の研究がある（Wo
lpert, D.M., Miall, R.C., Kerr, G.K., Stein, J.F.
Ocular limit cycles induced by delayed retinal fee
dback. Exp Brain Res., 96: 173-180, 1993; Flanaga
n. J.R., Wing, A.M. The role of internal models in
motion planning and control: evidence from grip f
orce adjustment during movements of hand held load
s. J. Neurosci, 17:1519-1528, 1997）。この理論は、
知覚−運動ループに固有の伝達遅れを検討すると簡単に
理解される。フォワード・モデルは、時間遅れ系のフィ
ードバック制御に特に関連するが、目標の挙動に適切な
運動指令を予測するために、時々逆モデルが検討される
（Atkeson, C.G. Learning arm kinematics and dynami
cs. Annu Rev. Neurosci, 12:157-183, 1989; Kawato,
M., Adaptation and learningin control of voluntary
movement by the central nervous system. AdvancedR
obotics 3, 229-249, 1989; Shadmehr, R., Leaming vi
rtual equilibrium trajectories for control of a ro
bot arm. Neural Comput, 2:436-477, 1990; Gomi, H.,
Kawato, M., The cerebellum and vor/okr learning m
odels. TrendsNeurosci, 15:445-453, 1992）。
【００３５】逆モデルは、コントローラが誤差に応答す
る能力を有しておらず、不安定性がもたらされると思わ
れるので、一般的に、時間遅れ系の制御について検討が
されない。しかし、ローカル・フィードバック機構また
は固有フィードバック機構が、逆モデルと共に、遅れを
有するシステムを安定化させるように機能できるように
思われる。安定化特性を有するローカル・フィードバッ
クは、筋肉および脊髄反射ループの粘弾性特性の形で人
間に存在すると思われる。逆モデルの概念は、それによ
って内部負荷が運動力学的測定から推定される、生体力
学的量の解析問題にも魅力的である。人間の感覚運動制
御の計算モデルを開発する際に採用された手法は、非線
形フィードバックと結合された逆モデルという概念に基
づく（図３）。この機構は、人間の動きの生体力学的解
析ならびに人工的な制御の設計の観点から説得力があ
る。ｑｄが、モーションキャプチャデータから得られた
目標の運動を表すものとする。次の制御法則Ｄτ’は、
システム方程式に適用された時に、目標の運動力学的デ
ータを追跡し、再現する、シミュレートされた応答をも
たらす。
【００３６】
【数７】 ただし、
【数８】 である。
【００３７】対角行列ＫｐおよびＫｖは、それぞれ位置
フィードバック利得および速度フィードバック利得を表
す。閉ループ系の固有値は、次式によってフィードバッ
ク利得に関連する。
【００３８】
【数９】
【数１０】
【００３９】追跡誤差に対する臨界減衰応答(最速の非
振動性応答)は、２つの固有値を、等しく実数で負にな
るように指定することによって達成することができる。
パラメータａは定数であり、測定のノイズの厳しさに応
じて、０または１をセットされる。目標の軌跡が、ノイ
ズの多いモーションキャプチャ測定から得られる場合に
は、ａ＝０をセットし、固有値を大きい負になるように
指定することが適当である可能性がある。このように、
ノイズの多い運動力学的データから信頼性のない加速度
を計算する必要なしに、追跡が達成される。
【００４０】筋力と筋容量 筋力および筋容量モジュールは、理想的には、（図５に
示されているように）閉ループ系の順方向経路で実現す
べきである。しかし、筋力および筋容量モジュールを、
出力が解析の目的のみに使用される別個のモジュールと
して実現することもできる。後者の場合に、モジュール
の入力は、閉ループ系の必要な変数につながるが、モジ
ュールは、閉ループの動力学を変更しない。
【００４１】どちらの場合でも、複数の異なる筋力分配
アルゴリズムを実施することができる。筋力分配アルゴ
リズムの選択の基礎となる概念を、下に示す。
【００４２】正味の筋モーメントτｍおよび筋力Ｆ
ｍは、次式によって与えられる。
【００４３】
【数１１】
【００４４】ここで、Ｌは、筋アクチュエータの全長で
あり、∂ＬＴ／∂ｑは、（ｎ×ｍ）筋モーメント・アー
ム行列である。筋肉の数（ｍ）が、自由度（ｎ）を超え
るので、逆動力学計算からの筋アクチュエータの励起入
力（および結果の力）は、実質上は本来、不良条件の(i
ll-posed)問題を解くことに等しい。静的非線形最適化
を広範囲に使用して、要求されるトルクを作る個々の筋
力を予測した。静的最適化を使用して個々の筋力を予測
することには、複数の説得力のある理由がある。第１
に、静的非線形最適化技法は、十分に展開された理論的
基礎を有する。一般的な、制約付きの複数変数非線形最
適化問題を解く市販ソフトウェアの進歩に伴って、現
在、複雑な問題を比較的短い時間で数値的に解くことが
可能である。第２に、筋力が、何らかの仕方で生理学的
判断基準を最適化するように制御されるという概念が、
非常に直観的な魅力を有する。歩行などの動きに関し
て、静的最適化が、動的最適化に非常に類似する結果を
もたらすことが示されている（Anderson, FC and Pand
y, MG., Static and Dynamic Optimization Solutions
for Gait are practically equivalent, Journal of Bi
omechanics 34, 2001, 153-161, 2001）。
【００４５】筋力および筋容量モジュールは、入力とし
て逆モデルから計算された（Ｄτ’によって表される）
トルクを受け取り、静的な最適化判断基準に基づいて筋
力を計算する（図４のモジュール４１０）。この最適化
問題を解く際に、どのようなコスト関数でも定義するこ
とができるが、ここで使用するコスト関数では、筋肉活
性化の二乗の和
【数１２】 を最小にする。ここで、ｍは、関節と交わる筋肉の数で
あり、ａｉは、筋肉ｉの活性化レベルであり、０．０１
と１．０の間に制限される。筋肉ｉの筋力Ｆｉは、次の
ように表すことができる。
【００４６】
【数１３】 ここで、
【数１４】 は、筋肉ｉの最大許容筋力である。勾配に基づく技法を
使用して、コスト関数Ｊを最小にすると同時に、当該す
るすべての自由度について関節モーメント平衡を満足す
る筋肉活性化について、数値的に解くことができる。こ
の最適化問題は、制約付き非線形最適化（Sequential Q
uadratic Programming; AEM Design）を使用して解くこ
とができる。筋肉活性化を得た後に、筋肉の力−長さ−
速度−活性化関係を使用して筋力を決定することができ
る（Zajac, F.E. Muscle and tendon: Properties, mod
els, scaling, and application to biomechanics and
motor control. Critical Reviews in Biomedical Engi
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timization Techniques. Technical Report - Honda R&
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【００４７】計算された筋力は、その後、筋容量モジュ
ール４２０内で筋肉の生理学的容量と比較される。最大
許容筋力は、筋肉の十分に研究された力−長さ−速度関
係（上掲のZajac 1989）から確かめることができる。さ
らに、アシスト・トルクを伴う筋力およびアシスト・ト
ルクを伴わない筋力が、アシスト・トルク制御が動きを
介助した（効率を改善した）か妨げたかを評価するため
に比較される。アシスト・トルク制御が動きを妨げる場
合には、筋力を調整し、適した関節トルクを計算する
（図４のモジュール４３０および４４０）。不完全に設
計されたアシスト制御は、Ｄτ’≠Ｄτをもたらし、目
標の応答を追跡しないシミュレートされた応答をもたら
す。アシスト・トルクが最適に設計されている場合に
は、Ｄτ’＝Ｄτになり、結果の動きが、目標の動きに
追従する。
【００４８】補助装置コントローラ 人間補助装置への入力に、感知された状態変数
【数１５】 を含めることができ、この状態変数は、直接に測定する
か推定することができる。
【００４９】
【数１６】 によって示されるこれらの入力は、人間モデルの状態変
数
【数１７】 の総数のサブセットを表す。感知された状態変数のほか
に、補助装置コントローラへの入力として測定値を使用
することもできる。補助装置コントローラ出力は、アシ
スト・トルクτａを表し、これが逆モデルに入力され
る。
【００５０】人間補助装置コントローラによって、異な
る制御戦略を使用することができる。たとえば、重力補
償制御を、システム全体（人間と外骨格）の位置エネル
ギの増加を必要とする作業に使用することができる。そ
のような作業には、物体を持ち上げること、負荷の担持
すること、階段を登ること、椅子から立ち上がることな
どが含まれる。異なる制御戦略またはハイブリッド制御
戦略が、歩行または走行などの他の作業に適する可能性
がある。ここでは、重力補償制御アルゴリズムを提示す
る。
【００５１】ラグランジアンを使用することによって、
筋骨格システムの総位置エネルギを評価することができ
る。Ｕが、システムにたくわえられた総位置エネルギを
表すものとする。
【００５２】
【数１８】
【００５３】重力に起因する関節ｉでのトルクは、ｑｉ
に関するＵの偏導関数をとることによって計算すること
ができる。
【００５４】
【数１９】
【００５５】ここで、ｇＴは、重力加速度ベクトルを表
し、Ｘｊは、セグメントｊの質量中心の座標を表す。セ
グメント１とセグメント２の間の膝関節が、補助装置に
よって作動され、ｑ２に対応する角度（ｑｓ⊂ｑを表
す）が測定可能であるものとする。下の制御法則を、補
助装置コントローラの１アルゴリズムとして使用するこ
とができる。
【００５６】
【数２０】
【００５７】上の制御アルゴリズムが、すべてのリンク
・セグメントの質量中心位置（Ｘｊによって表される）
を必要とすることに留意されたい。Ｘｊは、関節角度か
ら導出することができるが、すべての関節の角度および
セグメント長を測定することは、実現可能でない可能性
がある。その代わりに、各足の下の床反力の垂直成分を
測定または推定できる場合に、反復的「グラウンド・ア
ップ」重力補償アルゴリズムを導出することができ、各
セグメントの質量中心にアクセスする必要がなくなる。
【００５８】統合モジュール 本明細書で説明した統合されたモジュールのブロック図
を、図５に示す。補助装置コントローラは、入力として
感知された状態、出力としてアシスト・トルクを有する
と仮定する。全体的なフレームワークは、非常に一般的
であり、補助装置制御信号の柔軟な設計が可能になる。
そのような設計の詳細は、当業者によって容易に行われ
る。
【００５９】図６に、本発明の一実施形態によるシミュ
レーション・プロセスを示す流れ図を示す。ステップＳ
６０５で、時刻ｔに０をセットする。ステップＳ６１０
で、組み合わされた筋骨格および補助装置システムの目
標の運動力学的データを得る。目標の運動力学的データ
は、モーションキャプチャデータから得ることができ
る。
【００６０】ステップＳ６１２で、シミュレートされた
運動力学的データをフィードバックし、トラッキング誤
差を得る。
【００６１】ステップＳ６１５で、式６を使用して修正
された加速度
【数２１】 を計算する。
【００６２】ステップＳ６１７で、センシングされた運
動力学的データをフィードバックする。
【００６３】ステップＳ６２０で、補助装置コントロー
ラ５００を使用して、アシスト・トルクＤτａを計算す
る。
【００６４】ステップＳ６２５で、式５（逆モデル３０
０）を使用してトルクＤτ’を計算する。
【００６５】ステップＳ６３０で、筋力を検査し、調整
して、対応するトルクを修正する（筋力および筋容量モ
ジュール４００）。
【００６６】ステップＳ６３５で、誘導される加速度
【数２２】 は、式（３）および（４）を使用して計算され、運動力
学的データ
【数２３】 は、数値積分によって得られる(モジュール２００、２
１０および２２０)。
【００６７】ステップＳ６４０で、時刻ｔを増分し、ス
テップＳ６４５で、ｔがｔｃ未満であるかどうかを判定
する。ｔがｔｃ未満である場合には、プロセスは、ステ
ップＳ６１０に戻る。ｔがｔｃ以上の場合には、プロセ
スが終了する。
【００６８】上で述べた方程式、モジュール、または関
数を、パーソナル・コンピュータ、ワーク・ステーショ
ン、およびメイン・フレーム・コンピュータなどの汎用
コンピュータおよびＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）
を含むあらゆる種類の計算装置で実施できることに留意
されたい。
【００６９】一実施形態では、汎用コンピュータを使用
して、本発明を実施する。汎用コンピュータに、上で述
べた方程式、モジュール、または関数を表すソフトウェ
アが含まれる。このソフトウェアは、コンピュータ可読
媒体に含まれることが好ましい。コンピュータ可読媒体
には、読取専用メモリ、ランダム・アクセス・メモリ、
ハード・ディスク、フレキシブル・ディスク、コンパク
ト・ディスクなどが含まれる。
【００７０】シミュレーション 追跡システムの非常に簡単なシミュレーションを実行し
て、本明細書で提案した概念のいくつかを示す。
【００７１】基準軌跡の加速度推定なしの、提案された
方法の追跡特性を示すシミュレーションを提供する。具
体的に言うと、しゃがむ動作中の二足システムの両足支
持期をシミュレートした。その結果を、図７から９に示
す。
【００７２】図７では、目標の関節軌跡およびシミュレ
ートされた関節軌跡から、追跡手順の有効性が示され
る。これらの結果は、ａ＝０をセットする、すなわち、
逆モデルへの入力として加速度推定値を使用しないこと
によって得られた。対応する関節トルクおよび床反力
を、それぞれ図８および図９に示す。
【００７３】本発明の範囲および趣旨から逸脱せずに、
当業者が上で述べた実施形態を修正または変更できるこ
とに留意されたい。したがって、開示された実施形態
が、本発明の範囲を制限することを意図されたものでは
なく、本発明を例示的に示すのみであることに留意され
たい。
【図面の簡単な説明】
【図１】両足支持期、片足支持期、および遊脚期の間欠
的な接地を伴う矢状面での５自由度を有する二足歩行シ
ステムである。
【図２】左右の足の床との間欠的な接触に関するシステ
ム・モデル記述である。
【図３】システム・モデルに適用される時に、目標の運
動力学的データを追跡し、再現する、トルクの計算に関
する位置および速度のフィードバックを有する逆動力学
コントローラである。
【図４】筋力および筋容量モジュールである。
【図５】統合されたシミュレーション・システムのブロ
ック図である。
【図６】本発明の一態様によるシミュレーション・プロ
セスを示す流れ図である。
【図７】目標の運動力学的軌跡のほぼ完全な追跡が示さ
れている、目標の加速度を使用しない（ａ＝０）、しゃ
がむ動作中の関節角度のシミュレーションである。
【図８】非線形フィードバック（ＮＬＦ）を使用する提
案された方法が、ノイズ・フリー逆動力学的計算によっ
て得られる検証関節トルクと比較してほぼ理想的な関節
トルクを作る、目標の加速度を使用しない（ａ＝０）、
しゃがむ動作中の関節トルクのシミュレーションであ
る。
【図９】非線形フィードバック（ＮＬＦ）を使用する提
案された方法が、反復ニュートン・オイラー逆動力学的
手順によって得られる検証床反力と比較してほぼ理想的
な床反力推定値を作る、目標の加速度を使用しない（ａ
＝０）、しゃがむ動作中の水平および垂直の床反力のシ
ミュレーションである。
【符号の説明】
２００、２１０、２２０ モジュール ３００ 逆モデル ４００ 筋力および筋容量モジュール ４１０ 筋力モジュール ４２０ 筋容量モジュール ４３０ 可能な（調整された）筋力モジュール ４４０ 可能な関節トルク・モジュール ５００ 補助装置コントローラ
フロントページの続き (72)発明者 ダリル・ジェラルド・テレン アメリカ合衆国53711 ウィスコンシン州、 マディソン、ワーバン・ヒル 1129

Claims (27)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 セグメントおよびセグメントを接続する
    関節を含む、組み合わされた筋骨格および補助装置シス
    テムのシミュレーション・システムであって、 組み合わされた筋骨格および補助装置システムの動力学
    モデルであって、入力として関節での計算されたトルク
    を受け取り、出力としてセグメントのシミュレートされ
    た運動力学的データを送り出す、動力学モデルと、 補助装置の制御用の補助装置コントローラであって、入
    力としてシミュレートされた運動力学的データを受け取
    り、出力としてアシスト・トルクを計算する、補助装置
    コントローラと、 筋骨格および補助装置システムの逆動力学モジュールで
    あって、入力としてシミュレートされた運動力学的デー
    タ、セグメントの目標の運動力学的データ、およびアシ
    スト・トルクを受け取り、計算されたトルクを送り出
    す、逆動力学モジュールと、 逆動力学モジュールから計算されたままのトルクを検査
    し、調整する筋力および筋容量モジュールであって、入
    力として計算されたままのトルクを受け取り、実現可能
    性の検証および調整の後に、出力として調整後の計算さ
    れたトルクを送り出す、筋力および筋容量モジュールと
    を含むシミュレーション・システム。
  2. 【請求項２】 筋力および筋容量モジュールが、計算さ
    れたトルクから筋力を導き出し、筋力を最大許容筋力と
    比較し、筋力が限度を超える場合に、対応する計算され
    たトルクを調整するように筋力を調整する、請求項１に
    記載のシミュレーション・システム。
  3. 【請求項３】 アシスト・トルクを伴う筋力およびアシ
    スト・トルクを伴わない筋力が、アシスト・トルク制御
    が動きを助けたか妨げたかを評価するために比較され、
    アシスト・トルク制御が動きを妨げた場合に、筋力が調
    整され、適した関節トルクが計算される、請求項１また
    は２に記載のシミュレーション・システム。
  4. 【請求項４】 筋力および筋容量モジュールが、筋肉活
    性化の二乗の和を最小にする静的最適化判断基準に基づ
    いて筋力を導き出す、請求項２または３に記載のシミュ
    レーション・システム。
  5. 【請求項５】 逆動力学モデルが、シミュレートされた
    運動力学的データの非線形フィードバックを介して運動
    力学的データの修正された加速度を得る、請求項１から
    ４のいずれか一項に記載のシミュレーション・システ
    ム。
  6. 【請求項６】 運動力学的データが、位置データ、速度
    データ、および加速度データを含み、逆動力学モデル
    が、目標の加速度データ、シミュレートされた位置デー
    タと目標の位置データとの間の誤差、およびシミュレー
    トされた速度データと目標の速度データとの間の誤差に
    基づく非線形フィードバックを介して、運動力学的デー
    タの修正された加速度を計算する、請求項５に記載のシ
    ミュレーション・システム。
  7. 【請求項７】 運動力学的データが、位置データ、速度
    データ、および加速度データを含み、逆動力学モデル
    が、シミュレートされた位置データと目標の位置データ
    との間の誤差、および／またはシミュレートされた速度
    データと目標の速度データとの間の誤差に基づく非線形
    フィードバックを介して、運動力学的データの修正され
    た加速度を計算する、請求項５に記載のシミュレーショ
    ン・システム。
  8. 【請求項８】 フィードバックゲインが、最速の非振動
    性応答を作成するように限界的に減衰させた応答を与え
    るように選択される、請求項５に記載のシミュレーショ
    ン・システム。
  9. 【請求項９】 さらに、入力として計算されたトルクお
    よびシミュレートされた運動力学的データを受け取り、
    出力として、セグメントが床に接触する状態でのシミュ
    レートされた反力を送り出す床反力モデルを含む、請求
    項１から８のいずれか一項に記載のシミュレーション・
    システム。
  10. 【請求項１０】 補助装置コントローラが、重力補償制
    御アルゴリズムを使用し、重力補償制御アルゴリズム
    で、補助装置コントローラが、重力による力を補償し、
    重力に対する補償により計算された筋トルクを変えるよ
    うにアシスト・トルクを得る、請求項１から９のいずれ
    か一項に記載のシミュレーション・システム。
  11. 【請求項１１】 補助装置が、セグメントの質量中心の
    座標を使用して、重力アシスト制御により、計算された
    筋トルクの変化を得る、請求項１０に記載のシミュレー
    ション・システム。
  12. 【請求項１２】 補助装置が、関節角度およびセグメン
    ト長の測定値から、セグメントの質量中心の座標を得
    る、請求項１１に記載のシミュレーション・システム。
  13. 【請求項１３】 補助装置が、足の下で測定された反力
    を使用して、重力アシスト制御により、計算された筋ト
    ルクの変化を得る、請求項１０に記載のシミュレーショ
    ン・システム。
  14. 【請求項１４】 セグメントおよびセグメントを接続す
    る関節を含む、組み合わされた筋骨格および補助装置シ
    ステムをシミュレートする方法であって、 シミュレートされた運動力学的データに基づいて、補助
    装置のアシスト・トルクを計算するステップと、 シミュレートされた運動力学的データ、セグメントの目
    標の運動力学的データ、およびアシスト・トルクに基づ
    いて、正味の関節トルクおよび筋トルクを計算するステ
    ップと、 計算された筋トルクを検査し、調整するステップと、 関節での計算されたトルクに基づいて、セグメントのシ
    ミュレートされた運動力学的データを計算するステップ
    とを含む方法。
  15. 【請求項１５】 計算されたトルクを検査し、調整する
    ステップが、計算された筋トルクから筋力を導き出すこ
    とと、筋力を最大許容筋力と比較することと、筋力が限
    度を超える場合に、対応する計算されたトルクを調整す
    るように筋力を調整することとを含む、請求項１４に記
    載の方法。
  16. 【請求項１６】 計算されたトルクを検査し、調整する
    ステップが、アシスト・トルク制御が動きを助けたか妨
    げたかを評価するためにアシスト・トルクを伴う筋力お
    よびアシスト・トルクを伴わない筋力を比較すること
    と、アシスト・トルク制御が動きを妨げた場合に、筋力
    を調整し、適した関節トルクを計算することとを含む、
    請求項１５に記載の方法。
  17. 【請求項１７】 計算されたトルクを検査し、調整する
    ステップが、アシスト・トルク制御が動きを助けたか妨
    げたかを評価するためにアシスト・トルクを伴う筋力お
    よびアシスト・トルクを伴わない筋力を比較すること
    と、アシスト・トルクが動きの効率性を促進することを
    保証するように適切な制御法則を設計することを含む、
    請求項１５に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 筋力が、筋肉活性化の二乗の和を最小
    にする静的な最適化判断基準に基づいて導き出される、
    請求項１５または１６に記載の方法。
  19. 【請求項１９】 計算されたトルクを計算するステップ
    が、シミュレートされた運動力学的データの非線形フィ
    ードバックを介して運動力学的データの修正された加速
    度を計算することを含む、請求項１４から１８のいずれ
    か一項に記載の方法。
  20. 【請求項２０】 運動力学的データが、位置データ、速
    度データ、および加速度データを含み、運動力学的デー
    タの修正された加速度が、目標の加速度データ、シミュ
    レートされた位置データと目標の位置データとの間の誤
    差、およびシミュレートされた速度データと目標の速度
    データとの間の誤差に基づく非線形フィードバックを介
    して計算される、請求項１９に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 運動力学的データが、位置データ、速
    度データ、および加速度データを含み、運動力学的デー
    タの修正された加速度が、シミュレートされた位置デー
    タと目標の位置データとの間の誤差、およびシミュレー
    トされた速度データと目標の速度データとの間の誤差に
    基づく非線形フィードバックを介して計算される、請求
    項１９に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 セグメントのシミュレートされた運動
    力学的データを計算するステップが、計算されたトルク
    およびシミュレートされた運動力学的データに基づい
    て、セグメントが床に接触する状態での反力を計算する
    ことを含む、請求項１４から２１のいずれか一項に記載
    の方法。
  23. 【請求項２３】 補助装置のアシスト・トルクを計算す
    るステップが、重力補償制御アルゴリズムを使用して実
    行され、重力補償制御アルゴリズムで、補助装置コント
    ローラが、重力による力を補償するようにアシスト・ト
    ルクを得る、請求項１４から２２のいずれか一項に記載
    の方法。
  24. 【請求項２４】 重力アシスト・トルクの変化による、
    計算されたトルクの変化が、セグメントの質量中心の座
    標を使用して計算される、請求項２３に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 セグメントの質量中心の座標が、関節
    角度およびセグメント長の測定値から得られる、請求項
    ２４に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 重力の変化による、計算された筋トル
    クの変化が、足の下で測定された反力を使用して計算さ
    れる、請求項２３に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 セグメントおよびセグメントを接続す
    る関節を含む、組み合わされた筋骨格および補助装置シ
    ステムをシミュレートするコンピュータ・プログラムで
    あって、 コンピュータにシミュレートされた運動力学的データに
    基づいて、補助装置のアシスト・トルクを計算させ、 シミュレートされた運動力学的データ、セグメントの目
    標の運動力学的データ、およびアシスト・トルクに基づ
    いて、トルクを計算させ、 計算されたトルクを検査し、調整させ、 関節での計算されたトルクに基づいて、セグメントのシ
    ミュレートされた運動力学的データを計算させるコンピ
    ュータ・プログラム。
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