JP2003527926A - 速度及び患者への適合性を有する人工膝 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、速度への適合性と患者への適合性とを有した、人工膝（１１０）用自動制御方法及びシステムに関する。本制御方法及びシステムは、人工装具（１１０）に対して局所において検知された検知情報を利用して、幅広い移動動作の下において各装着者に対して立脚及び遊脚相の膝抵抗を自動的に調節する。有利な点として、義肢専門家または患者は、患者特有の情報を人工膝（１１０）内に事前にプログラムする必要がない。本システム（１１０）は、患者への適合性及び速度への適合性があるので、一度患者が義肢専門家の施設を出て行っても種々のタイプの外乱に適合し得る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （発明の属する技術分野） 本発明は、一般の人工膝に関し、特に外部人工膝用の、速度及び患者への適合
性を伴った制御方法及びシステムに関するものである。

【０００２】 （発明の背景） 殆どの通常の能動人工膝は、肢切断患者が一歩一歩歩く際にマイクロプロセッ
サにより関節制動の制御を行う可変トルクブレーキである。多くのブレーキ技術
が、空気式、液圧式及び磁気レオロジー式を含めて膝用に利用されてきた。

【０００３】 殆どの現在の人口装具技術では、義肢専門家は、人工膝が低、中間、高歩行速
度で自然に動くように肢切断患者に対して人工脚を調節するように膝抵抗を調節
する。使用中において、人工装具に対して局在するセンサーが、歩行速度検出の
ために使用される。次にマイクロプロセッサが、義肢専門家が特定の患者のため
だけに事前にプログラムして設定変更された値またはデータに基づいて膝抵抗を
調節する。

【０００４】 不都合なことに、人工膝をプログラムするためのこのような方法は、義肢専門
家及び患者にとって時間がかかり、また、各患者に対して繰り返し行わなければ
ならない。さらに、患者が義肢専門家の施設を出て行った後において、義肢専門
家は、患者または患者の環境において予測できない種々の変化への補正までは行
わない。膝システムにおいてこのように適合性が欠如することによって、通常の
移動が妨げられ、事前にプログラムされた膝が不快になるかまたは安全でさえな
くなりかねない。この状況では、患者は、義肢専門家の施設に戻り、人工膝を再
プログラムしてもらわねばならない。繰り返すが、これによって、さらに時間が
かかり、コストがさらにかかる結果となることは、望ましくない。

【０００５】 （発明の概要） 従って、人工膝に、速度への適合性及び患者への適合性を伴った自動制御方法
及びシステムを提供することによって、上の制限のうちいくつかまたはすべてを
克服することが、本発明の１つの利点である。本制御方法及びシステムは、人工
装具に対して局所において検知される検知情報を利用して、幅広い移動動作の下
において特定の装着者に対して立脚及び遊脚相の膝抵抗を自動的に調節する。有
利な点として、義肢専門家または患者が人工膝内に患者特有の情報を事前にプロ
グラムする必要はない。本システムは、一度患者が義肢専門家の施設を出て行っ
ても、患者への適合性及び速度への適合性があるので、種々のタイプの外乱に適
合可能である。

【０００６】 好適な一実施形態によれば、患者が装着した人工膝の立脚相制動の、適合性を
伴った制御方法が得られる。本方法は、人工膝内にメモリーを備えるステップを
含む。メモリー内部には、身体の大きさの異なる肢切断患者の臨床上の検査にお
いて確定された検知データと立脚相制動との間の相互関連性が記憶されている。
即時検知情報は、患者が立ったり、歩いたりまたは走ったりする際に人工膝に対
して局在するセンサーを使用して検知される。該即時検知情報は、相互関連性と
関連づけて利用されて、患者特有の情報を膝関節内に事前にプログラムする必要
なしに、患者に適切な立脚相制動の調節が自動的に行われる。

【０００７】 別の好適な実施形態によれば、患者が種々の移動速度で移動する際に、患者が
装着した人工膝の遊脚相制動トルクを、適合性を伴って制御する方法が得られる
。人工脚により人工膝に結合された人工足の地面接触時間は、患者の移動速度を
示す。本方法は、患者が種々の移動速度で歩行する際における１つの歩行周期の
期間に渡る接触時間を連続的に測定するステップを含む。該接触時間は、患者の
移動速度に対応するタイムスロットにおいて人工膝のメモリー内に記憶される。
膝屈曲のための遊脚相制動は、屈曲制動が各タイムスロット内において収束する
まで、目標の最大屈曲角度範囲に達するように反復調節される。膝伸展のための
遊脚相制動は、伸展制動が各タイムスロット内において収束するまで、伸展する
人工脚の、人工膝の人工ニーキャップに対する衝撃力を制御するように反復調節
される。収束した制動値を利用して、遊脚相制動が自動的に全移動速度において
制御される。

【０００８】 好適な一実施形態によれば、肢切断患者の立脚相中における膝制動トルクを制
御するための、適合性を伴った人工膝が得られる。人工膝は、通常、制御可能な
膝アクチュエータ、センサー及び制御装置を備える。膝アクチュエータは、命令
信号に応答して可変制動トルクを提供する。センサーは、肢切切断患者が支持面
上を移動する際に人工膝に掛かる力及びモーメントを測定する。制御装置は、メ
モリーを有し、命令信号を膝アクチュエータに送信しセンサーから入力信号を受
け取るように適合される。メモリー内部には、身体の大きさが異なる患者の事前
の臨床上の検査において確定された検知データと立脚相制動との間の関連性が記
憶されている。制御装置は、その関連性と関連づけてセンサーからの検知データ
を利用して、肢切断患者の身体の大きさについての事前の種々の知識とは無関係
に、立脚相中において膝アクチュエータにより提供される制動トルクを、適合性
を伴い自動的に制御する。

【０００９】 本発明の概要を示すために、本発明のいくつかの態様、利点及び新規な特徴を
上に説明してきた。当然、このようなすべての利点が必ずしも、本発明の種々の
特定の実施形態によって達成可能ではないことが理解されよう。従って、本発明
は、ここに教示または示唆した１つの利点または利点の集まりを達成または最適
化するように実施または実行され得る。

【００１０】 これらの実施形態のすべては、ここに開示した本発明の範囲内であるものとす
る。本発明のこれらまたは他の実施形態は、添付の図面への参照を伴った好適な
実施形態についての以下の詳細な説明から当業者に容易に明らかになるだろうが
、本発明は、開示した種々の特定の好適な実施形態に限定はされない。

【００１１】 （好ましい実施形態） このように簡単に説明してきた本発明の全般的な特徴及び、本質的な特徴や利
点、ある好適な実施形態やその変形は、以下の図面を参照して詳細な説明から当
業者に明らかとなろう。

【００１２】 大腿部横断による（trans-femoral）（膝より上の）肢切断患者が種々の状況
において歩行するために、人工膝は、立脚を制御して、体重が肢に掛かったとき
のゆがみを制限すべきである。さらに、人工装具（prosthesis）は、滑らかにか
つ自然に踵接地する直前に膝が全伸展に到達する遊脚相の制御を提供する。

【００１３】 生物学的な膝と違って、人工膝では、利用者の意思または環境についての直接
的な認識なしに立脚及び遊脚の制御が行われるべきである。逆に、人工膝では、
肢切断患者が歩行、走行、または着座するかどうかの推測が行われなければなら
ない。人工膝はまた、いつ利用者がスーツケースを持ち上げたり坂を歩いて下り
たりするというように、いつわずかなまたは急激な変化が環境において起こるか
を判別すべきである。さらには、人工装具は、移動を自然に行わせかつ全ての移
動速度において安全であるとともに、患者特有の情報を必要とせずにまたは義肢
専門家によるプログラミングを必要とせずに、体重、身長、または活動レベルと
は無関係に全ての肢切断患者にとって同じ程度うまく機能すべきである。

【００１４】 本発明の好適な一実施形態によれば、人工膝は、実質的に全ての移動速度にお
いてまた実質的に全ての患者に対して精確かつ精密に制御される。本発明は、義
肢専門家が患者からの情報を事前にプログラムすることなしに立脚及び遊脚の抵
抗または制動を自動的に調節する適合機構を利用し、速度適合性及び患者適合性
を有した「スマートな」膝を提供する。

【００１５】 通常の水平な地面の歩行 人間の標準的な歩行または走行を理解することによって、動きを制御すること
による有効な脛部人工装具の設計及び開発についての基礎が分かる。人間の標準
的な移動または歩行は、肢及び胴体を周期的に交互に連続的に動かしてその結果
身体の重心が前に進んで行くことと説明できる。

【００１６】 図１に概略を図示したように、一つの典型的で標準レベルの地面歩行周期は、
一方の脛部１０の踵接地とその後の同じ肢１０の踵接地との間において起こる動
きからなる。肢または脚１０には、概ね、足１２と、膝または膝関節１８を介し
て大腿部１６に連結されたまたは関節によりつながれた向こう脛または脛部１４
とが含まれる。単一の歩行周期中において、各脛部また足は、一つの立脚または
伸展相２０と一つの遊脚相２２とを通過する。

【００１７】 立脚相２０は、踵接地２４から始まり、その時、踵は床または支持地面に接触
し、立脚膝は若干屈曲し始める。この屈曲によって、衝撃時における衝撃を吸収
することができるとともに、立脚中においてより一定の垂直レベルに身体の重心
を維持できる。

【００１８】 踵接地２４の直後に、足底は、足底接地相２６の初めにおいて地面と接触する
。立脚膝が最大屈曲に到達した後に、関節は、再び伸展し始め、体重が直接支持
足の上方を移動する時に立脚中期２８で最大伸展に到達し、足上方において回転
し続ける。

【００１９】 くるぶし上方の身体の大部分が前方へ回転すると、踵は、踵離地３０で地面か
ら持ち上がる。この直後に、身体は、（足底屈曲に動力を与える）脹ら脛の力に
よる動作によって前方へ回転する。動力を受けた足底屈曲相は、足全体が足指離
地３２で地面から上がると終わる。

【００２０】 後期の立脚中において、支持脚の膝は、脚が遊脚へ向かって地面から離れるこ
とに備えて屈曲する。これを、典型的には、本文献において「ニーブレイク（kn
ee break）」と呼ぶ。このとき、隣りの足は地面を蹴って、身体は「二重支持モ
ード」になる、すなわち、両脚で体重を支えている。

【００２１】 足指離地３２において、股関節が屈曲し膝がニーブレイクである一定の角度に
なると、足は地面から離れ膝は遊脚相に向かって屈曲し続ける。前期遊脚中にお
いて、足は加速する。膝は遊脚中期３４で最大屈曲した後に伸展し始め、足は減
速する。膝が全伸展した後、足はもう一度踵接地２４’で地面に着き、次の歩行
周期が始まる。

【００２２】 典型的には、解剖学的構造上の姿勢は、直立姿勢であるので、屈曲とは、伸展
したまたは立脚したまたは解剖学的構造上の姿勢から、遠ざかる身体の一部分の
動きである。よって、膝を曲げることは、膝の屈曲である。伸展とは、解剖学的
姿勢に向かう肢の動きであるので、膝の伸展とは、「身体をまっすぐにする」方
向への動きである。

【００２３】 別の言い方をすれば、膝関節が単一のヒンジとしてみられる場合には、２つの
動きが別々に起こり得る。「屈曲」において、膝関節は、大腿及び脛部がともに
接近可能となるように回転する。「伸展」において、膝関節は、逆方向に回転し
、脚部分は離れるとともに脚はまっすぐになる。

【００２４】 通常の水平の面上における典型的な標準歩行の進行中において、最大屈曲角度
α_Fは、約６０°と８０°との間で変動する。最大伸展角度α_Eは、約１８０°か
それに近いことが典型的である。従って、歩行レベルにおいて、人間の標準的な
膝は、後期立脚において全伸展した姿勢から足指離地直後における屈曲の６０°
から８０°までの、約６０°から８０°の範囲において回転する。他の状況にお
いて、例えば着座姿勢では、最大屈曲角度α_Fは、約１４０°から１５０°とな
り得る。

【００２５】 図２を参照すると、好ましくは、図１の歩行周期は、５つの別個の状態または
相に分類される。図２は、一方の脛部の踵接地（ＨＳ）と続く同じ肢の踵接地（
ＨＳ）との間において動きが生じる間における状態または相の遷移を伴った、膝
角度θ、すなわち全伸展から回転する膝の角度の概略を示す。Ｘ軸３６は、歩行
周期の連続的な踵接地同士の間の時間を示す。Ｙ軸３８は、膝角度θを示す。

【００２６】 状態１は、踵接地（ＨＳ）直後の前期立脚屈曲を示す。状態２は、状態１にお
いて最大立脚屈曲に到達した後の前期または中間立脚屈曲を示す。状態３または
ニーブレイクは、典型的には、立脚の最後で起こり、膝が十分に伸展した後に始
まり、足が足指離地（ＴＯ）で地面から離れると終わる。状態４は、歩行または
走行周期の遊脚相中における膝の屈曲期間を示す。状態５は、状態４において最
大遊脚屈曲に到達した後における、膝の伸展期間を示す。

【００２７】 本明細書において後程説明するように、これらの基本的な状態または相は、状
態機械としての人工膝制御装置の構成を示唆している。従って、図２は、標準的
な歩行周期及びその周期内における各状態についての位置を通じて人が動く様子
を図式的に示したものである。下の表１は、状態１から５のそれぞれの間におけ
る動きの概要をまとめたものである。

【００２８】

【表１】

【００２９】 図３は、（1979年Grimesにより適合された）歩み期間の基準に合わせた、典型的
な生物学的膝角度及び膝動力対時間の図である。Ｘ軸４０は、停止期間Ｔまたは
歩行周期の割合の基準に合わせた時間を示す。Ｙ軸４２は、膝動力（P in ft-lb
/秒）を示し、Ｙ軸４４は、膝角度（角度θ）を示す。

【００３０】 図３に、一人の患者についての４度の歩行試験を示す。ゼロパーセント及び１
００パーセントは、同じ脚の２つの連続した踵接地を指し、ゼロ角度は、踵接地
角度に概ね対応する。さらに、図３において、ＲＨＳは右の踵接地を示し、ＲＦ
Ｆは右の足底接地を示し、ＬＴＯは左の足指離地を示し、ＲＨＯは右の踵離地を
示す。ＬＨＳは左の踵接地を示し、ＬＦＦは左の足底接地を示し、ＲＴＯは右の
足指離地を示し、ＬＨＯは左の踵離地を示す。

【００３１】 なお図３を参照すると、（全周期の約１５％での）角度曲線における短い方の
垂下部４６は、前期のまたは中期の立脚中における膝の屈曲及び伸展を示し、ま
た（全周期の約７５％における）長い方の垂下部４８は、遊脚相中における膝の
屈曲及び伸展を示す。周期を通じて、膝の機械的力は、最初は、負のまたは散逸
の状態である。これを根拠に、人工膝において可変ダンパーまたは可変トルクブ
レーキを使用するかまたは用いる。このような可変ダンパーまたは膝アクチュエ
ータを本明細書において以下に説明する。

【００３２】 システム構成 図４は、電子制御による能動人工膝１１０を備えるとともに本発明の好適な一
実施形態に係る特徴及び利点を有する脛部義足アセンブリまたは人工装具１００
の概略図である。本明細書においてさらに詳細に後述するように、好ましくは、
能動人工膝は、可変トルクブレーキシステムまたはダンパー１３０と、支持フレ
ーム１４１内に収容され回路基板上に実装された制御ユニットまたはシステム１
２０とを備える。人工膝１１０は、肢切断患者により行われる歩行及び／または
移動中において自然な膝関節の位置と動きとを実質的にシミュレートする抵抗力
を提供する。

【００３３】 人工膝システム１１０は、一方の端において、肢切断患者の残肢、断端部また
は大腿部１０４を受け入れる残肢ソケット１０２に連結または機械結合される。
人工膝１１０の他方の端は、義脚（pylon）、向こう脛または脛部１０６に連結
または機械結合され、該義脚、向こう脛、脛部１０６は、次に、人工の義足また
は義足１０８に連結または機械結合される。

【００３４】 有利な点として、好適な実施形態の人工膝システム１１０は、速度及び患者へ
の適合性を有する。従って、膝関節の回転は、義肢専門家が患者からの情報を事
前にプログラムしたりデータを較正せずに実質的に全ての速度でかつ身体の大き
さに拘わらず実質的に全ての患者に対して自動的に制御される。

【００３５】 膝システムの好適な実施形態についての１つの主な利点は、患者及び速度への
適合性があるので一度患者が義肢専門家の施設を出て行っても種々のタイプの外
乱に適合可能なことである。一例として、患者がスーツケースを持ち上げる時、
膝は、自動的にその外乱に応答する。従来の技術では、患者は、義肢専門家の施
設へ戻り膝を再プログラムしてもらわなければならない。好適な実施形態におい
て、試用期間は、典型的には、「長々として」おらず「疲れる」ものでもない。

【００３６】 有利な点として、好適な実施形態の人工膝１１０によって、肢切断患者は、幅
広い種類の環境において快適にかつ安全に動きかつ／または順応できる。例えば
、歩行、走行、着座中において、すなわち、利用者がスーツケースを持ち上げた
り坂を歩いて下りたりする時のように、環境または周囲の状況においてわずかな
または急激な変化に遭遇する場合である。

【００３７】 人工膝１１０は、体重が肢にかかった場合の曲がりを制限するように立脚制御
を提供する。さらに、人工膝１１０は、膝が滑らかにかつ自然に踵接地直前にま
たは踵接地時に全伸展するように空中遊脚制御を提供する。

【００３８】 好ましくは、本発明の人工膝システム１１０は、大腿部横断よる（膝より上の
、Ａ／Ｎ）肢切断患者について用いられる。その代わりにまたは任意選択的に、
人工膝１１０は、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つまたはそ
れ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な
時または望ましい時に切断術を膝関節に行った膝関節離断（Ｋ／Ｄ）肢切断患者
に適合させることができる。

【００３９】 膝エレクトロニクス 図５は、ブロック図の形式で、本発明の人工膝システム１１０の好適な一実施
形態を示す。図５において、実線の連結線は信号及びデータの流れを示し、仮想
線または一点鎖線の連結線はエネルギーの流れを示す。

【００４０】 上述のように、好ましくは、自動人工膝システム１１０は、概ね、可変トルク
ブレーキシステムまたはダンパー１３０と、回路基板上に実装された制御ユニッ
トまたはシステム１２０とを備える。フィードバック制御システム１２０は、知
覚及び診断情報を受け取り膝アクチュエータ１３０及び他の関連の装置（後述）
の作動を制御する中央制御装置１３２を備える。簡略化のために、好適な一実施
形態に係る、人工膝システム１１０の種々の構成要素を下の表に列挙する。

【００４１】

【表２】

【００４２】 上述のように、膝アクチュエータ１３０は、膝制御装置１３２からの指令信号
に基づいた伸展及び屈曲動作を制御するように関節の制動を調節するための可変
トルクブレーキまたはダンパーを備える。好適な実施形態の制御機構によって膝
関節の回転を制御する方法を本明細書において後程さらに詳細に説明する。

【００４３】 膝アクチュエータまたはブレーキ１３０は、いくつかの通常のブレーキのうち
いずれか一つを含み得る。これらには、限定はしないが、（ｉ）１つの材料面と
別の面とが可変力で摩擦する乾燥摩擦ブレーキ（ｉｉ）サイズ可変のオリフィス
または流出入制限プレートにより圧力を掛けられる作動液を用いた粘性トルクブ
レーキ（ｉｉｉ）（流体中に懸濁した鉄の小粒子を含有した）磁気レオロジー（
ＭＲ）流体が固定したオリフィスまたは流出制限プレートにより圧力が掛けられ
て加えられた磁界に応答して流体の粘性が変化するＭＲブレーキまたはダンパー
が含まれる。任意選択的に、膝ブレーキ１３０は当該技術において知られるよう
に空気圧式ブレーキとされる。

【００４４】 好適な一実施形態において、本明細書において後程さらに詳細に説明するよう
に、膝ブレーキ１３０は、剪断モードで作動する可変トルク回転磁気レオロジー
（ＭＲ）ブレーキを含む。ＭＲ流体は、複数のロータとステータとの間において
剪断されて、膝関節の回転を精確にかつ精密に調節する可変であり制御された制
動効果を生じる。

【００４５】 好適な一実施形態において、人工膝システム１１０は、最大膝伸展を制限する
人工膝キャップまたは伸展止め部を備える。人工膝キャップは、膝アクチュエー
タ１３０より下にありかつ膝アクチュエータ１３０及び／またはフレーム１４１
に機械結合されることが好ましい。

【００４６】 膝アクチュエータの電流増幅器１６０は、膝ブレーキ１３０により供給される
制動トルクを調節するために膝アクチュエータ１３０内においてバッテリー１７
０から必要なまたは望ましい電流を生じる回路を含む。マイクロプロセッサ１３
２から膝アクチュエータ電流増幅器１６０への指令信号または命令は、膝アクチ
ュエータ１３０に供給される電流を、従って制動トルク量も決定する。

【００４７】 メモリ１５０を含み回路基板上に実装されたマイクロプロセッサ１３２は、人
工膝システム１１０に対して局在する。マイクロプロセッサ１３２は、人工膝シ
ステム１１０の第１の計算ユニットであり、膝システム１１０の種々の構成要素
から入力電気信号を受け取り、入力電気信号を処理し、必要な場合には、出力電
気信号を生成して、人工膝１３０及び他の関連の構成要素の作動をモニターし制
御する。

【００４８】 マイクロプロセッサ１３２は、入ってくる信号をデジタル化し出ていくアナロ
グ信号を生成する回路構成を含む。マイクロプロセッサは、さらにタイミングモ
ジュール及びウォッチドッグ自己リセット回路構成を含む。メモリー１５０は、
内部または外部に揮発性メモリ及び非揮発性メモリを含む。

【００４９】 マイクロプロセッサ１３２は、Motorola 68HC 12B32 １６ビットシリーズマイ
クロプロセッサを含むことが好ましい。このプロセッサは、８チャネルのアナロ
グからデジタルへの変換容量、３２Ｋのフラッシュ及び７６８バイトのEEPromメ
モリーを有する。外部メモリーは、業界標準の８ビットで３２Ｋの２つのスタテ
ィックRAMを含む。シリアルフラッシュは、Atmel AT45D081であり、マイクロプ
ロセッサにより提供されるシリアル通信インターフェース（SCI）を用いる。

【００５０】 シリアル通信ポート１５２は、膝電子装置と、マイクロプロセッサ１３２を介
して、外部診断、データログ及びプログラム装置との間にインターフェースを提
供する。ポート１５２は、効果的には、ここに教示または示唆した利益及び利点
の１つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的にしかるべき考慮をして必
要な場合または望ましい場合に、例えば、RS232、RS485、Ethernet(R)などのよ
うな、いくつかの市販品を入手可能な通信ポートのいずれか１つを含み得る。

【００５１】 他の関連付けられる知覚、診断上の安全及び保護用の、人工膝システム１１０
の回路構成を伴ったマイクロプロセッサ１３２は、コンパクトなアセンブリを提
供するように回路基板上に装着されることが好ましい。回路基板は、好ましくは
、回路基板及びその上に装着された構成要素を保護するための中間シェルまたは
カバーを直接用いてフレーム１４１内に収容されそれに固定される。

【００５２】 膝角度センサー１３４は、膝の絶対角度をエンコードするために用いられる。
好ましくは、膝角度センサー１３４は、一自由度の膝関節が屈曲または伸展する
角度を測定する。膝角度増幅器１３６は、後述するように、膝制御のために膝角
度センサー１３４から受け取った信号を調節してマイクロプロセッサ１３２に送
る回路を含む。

【００５３】 膝角度微分器１３８は、後述のように、膝の回転または角速度を測定するため
に膝角度センサー１３４から受け取った信号を微分して膝制御のためにこの信号
をマイクロプロセッサ１３２に送る回路を含む。膝角速度信号は、さらに、膝が
屈曲しているか伸展しているかを判断する。

【００５４】 膝センサー１３４は、フレーム１４１に装着されることが好ましい（図４）。
その代わりに、角度センサー１３４は、必要な場合または望ましい場合、膝アク
チュエータ１３０の側にまたは膝アクチュエータ１３０の真下に装着される。

【００５５】 好適な一実施形態において、角度センサー１３４は、角度検知ポテンショメー
タを含む。別の好適な実施形態において、角度センサー１３４は、光学式シャフ
トエンコーダを含む。さらに別の好適な実施形態において、角度センサー１３４
は、磁気式シャフトエンコーダを含む。他の好適な実施形態において、代替とな
る膝角度知覚装置は、膝角度を精密に予測しかつ／またはここに教示または示唆
した利益または利点の１つ又はそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対して
しかるべき考慮をして、必要な場合または望ましい場合に、有効に利用可能であ
る。

【００５６】 軸方向力及びモーメントセンサー１４０は、脛部の軸方向力及びモーメント、
またはトルクに比例した信号を生成するトランスデューサを含む。好適な一実施
形態において、トランスデューサは、前方ストレインゲージ及び後方ストレイン
ゲージセンサーを含む。軸方向力を計算するためには前方及び後方信号を加算し
、モーメントを計算するためには信号を減算する。軸方向力及びモーメント増幅
器１４２は、後述するように、軸方向力及びモーメントセンサー１４０から受け
取った信号を調節し、膝制御のためにそれをマイクロプロセッサ１３２に送る。

【００５７】 軸方向力センサー１４０は、向こう脛の長手方向軸線１８０（図４）または膝
の長軸線に実質的に沿うかまたは平行な方向に地面または他の支持面から人工膝
１１０に掛けられた力の成分を測定する。軸方向力の測定は、義足１０８（図４
）が地面または他の支持面に接地しているか否かを判断するために利用される。
すなわち、ゼロの軸方向力は、足１０８が例えば遊脚相において接地していない
ことを示し、軸方向力がゼロでないことは、足１０８が例えば立脚相において接
地していることを示す。

【００５８】 トルクまたはモーメントセンサー１４０は、図４に示したような中間横方向１
８２に人工膝１１０に掛けられたトルクの成分を測定する。さらに、モーメント
センサー１４０は、掛けられた膝モーメントが屈曲または伸展モーメントのいず
れであるかを判断する。典型的には、踵接地において、屈曲モーメントが人工膝
１１０に掛けられ膝関節を屈曲させやすく、後期立脚中において伸展モーメント
が掛けられ関節を伸展させやすい。

【００５９】 軸方向力及びモーメントセンサー１４０は、フレーム１４１に装着されること
が好ましい（図４）。好適な一実施形態において、軸方向力及びモーメントセン
サー１４０は、ストレインゲージロードセルを含む。別の好適な実施形態におい
て、軸方向力及びモーメントセンサー１４０は、偏差がエンコードされる衝撃及
びスプリング機構を含む。他の好適な実施形態において、軸方向負荷及び／又は
掛けられたモーメントを精密に予測しかつ／またはここに教示または示唆した利
益及び利点の１つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかる
べき考慮をして、必要な場合または望ましい場合に、代替の負荷及び／又はモー
メント検知装置を有効利用可能である。

【００６０】 好適な一実施形態において、軸方向力及びモーメントセンサー１４０は、複数
のストレインゲージを備える。好ましくは、４つのゲージが、使用され、２つの
ストレインゲージはフレーム１４１の前部１８４に装着され２つのストレインゲ
ージはフレーム１４１の後部１８６に装着され、足１０８の踵上における負荷と
足１０８のつま先上における負荷との間において測定及び微分を行う。他の言い
方をすれば、ストレイン測定は、重心が義足１０８に対して前方、中心または後
方位置のいずれにあるかを示す。

【００６１】 ストレインゲージは、好ましくは、ホイートストンブリッジ構成に配置されて
、曲げモーメントストレインに比例して変化する電気信号を生成する。当業者が
理解するように、このようなホイートストンブリッジ構成は、ストレインゲージ
の抵抗変化を測定するための標準的配置である。

【００６２】 バッテリーモニター回路１４４は、安全のために連続的にまたは周期的にバッ
テリーの電圧、電流及び温度をモニターする。バッテリーモニター回路１４４か
らのデータは、連続的にまたは周期的にマイクロプロセッサ１３２に与えられ、
バッテリー製造業者の仕様範囲内に膝の作動を抑制することを容易にする。

【００６３】 湿度検出回路１４６は、安全のために連続的にまたは周期的に湿度レベルをモ
ニターし、凝縮、浸水等による、本システムの回路基板及び／又は関連付けられ
た他のシステム回路構成における種々の異常な湿度を検知する。湿度検出回路１
４６からのデータは、連続的にまたは周期的にマイクロプロセッサ１３２に与え
られる。

【００６４】 好適な一実施形態において、湿度検出回路１４６は、櫛歯状に組み合わせた銅
配線を含む。他の好適な実施形態において、湿度検出回路は、システム電子装置
において信頼性のある湿度レベルの検出を行い、かつ／またはここに教示または
示唆したような利益及び利点の１つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目
的に対してしかるべき考慮をして、必要な場合または望ましい場合、有効な代替
湿度検出装置を含み得る。

【００６５】 電力利用モニター回路１４８は、安全のために連続的にまたは周期的に膝アク
チュエータ１３０による電力消費を測定する。電力利用モニター回路１４８から
のデータは、連続的にまたは周期的にマイクロプロセッサに与えられる。さらに
、電力利用モニター回路１４８または他の別個の回路を、必要な場合または望ま
しい場合に使用して、人工膝システム１１０の他の電子構成要素による電力消費
を測定することができる。

【００６６】 人工膝システム１１０は、安全機構１５４を含んだ安全システムを含むことが
好ましい。安全機構１５４は、始動または作動して、マイクロプロセッサ１３２
によりシステムエラーが検出されるとシステム１１０をデフォルトの安全モード
にする。このようなシステムエラーは、システムの不調及び／または膝アクチュ
エータ１３０の完全性についての他の事柄を示す、膝角度センサー１３４、軸方
向力及びモーメントセンサー１４０、バッテリーモニター回路１４４、湿度検出
回路１４６及び電力利用モニター回路１４８からの信号のどれかにおいて異常な
反応が認められた場合に起こり得る。

【００６７】 システムエラーの検出によって、安全機構またはアクチュエータ１５４が、安
全デフォルトモードの実行を開始して、システムの不調にも拘わらず、人工膝シ
ステム１１０は、肢切断患者に対して安全なままである。例えば、安全デフォル
トモードにおいて、膝は屈曲に抵抗するが自由に伸展可能であるので、それによ
り患者の安全が保証される。

【００６８】 安全機構ドライバー１５６は、マイクロプロセッサ１３２からの指令信号また
は命令に基づき安全デフォルトモードの実行を開始したり終了したりする電力増
幅器を含む。安全ウォッチドッグ回路１５８は、信号を安全機構ドライバー１５
６に送ることによりウォッチドッグ回路１５８が不必要な安全デフォルトモード
になり得ることを防止するように、周期的または連続的にマイクロプロセッサ１
３２からの信号により「処理を行う」回路を含む。換言すれば、安全ウォッチド
ッグ回路１５８は、マイクロプロセッサにより特に周期的または連続的にそのよ
うに命令されない限り安全機構１５４を作動させる。

【００６９】 好ましくは、可能な場合において、デフォルト安全モードの作動の前に、利用
者にシステムの不調または異常な作動状態を警告するために、可聴警告トランス
デューサ１６２及び振動トランスデューサ１６６のいずれか一方または両方を作
動させる。可聴警告回路１６４は、可能な場合、警告トランスデューサ１６２に
より可聴音を発生させるように電気信号を生成する増幅器を備える。可聴警告回
路１６４は、マイクロプロセッサ１３２から指令信号または命令を受け取る。

【００７０】 可聴警告トランスデューサ１６２は、フレーム１４１内に収容されるかそれに
固定されることが好ましい（図４）。好適な一実施形態において、可聴警告トラ
ンスデューサ１６２は、ピエゾスピーカーを備える。他の好適な実施形態におい
て、利用者に警告しかつ／またはここに教示または示唆した利益及び利点の１つ
またはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮をして、
必要な場合または望ましい場合に、代わりの音声生成装置を有効利用可能である
。

【００７１】 振動トランスデューサ１６６は、装着者の注意を引くように人工膝システム１
１０を振動させるアクチュエータを備える。振動警告発生器１６８は、可能な場
合振動トランスデューサ１６４を作動させるために電気信号を生成する増幅器を
備える。振動警告発生器１６８は、マイクロプロセッサ１３２から指令信号また
は命令を受け取る。

【００７２】 振動トランスデューサ１６６は、システム回路基板上に装着されることが好ま
しい。或いは、振動トランスデューサ１６６は、フレーム１４１内に収容される
かまたはそれに固定される（図４）。好適な一実施形態において、振動トランス
デューサ１６６は、ウォブルモータを備える。他の好適な実施形態において、利
用者に警告しかつ／またはここに教示または示唆した利益及び利点の１つまたは
それ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮をして、必要な
場合または望ましい場合に、代替振動発生装置を有効利用できる。

【００７３】 回路基板上に実装されたバッテリーまたは電源１７０は、膝アクチュエータ１
３０、安全機構１５４、可聴警告トランスデューサ１６２及び振動トランスデュ
ーサ１６６に電力を供給する。回路電力調節装置１７８は、未調節電力を、マイ
クロプロセッサ１３２、他の知覚回路構成や別個のシステム補助回路による利用
のために調節済みの電力へ変換する。回路電源１７６は、調節済み電力をマイク
ロプロセッサ１３２、他の検出回路構成や別個のシステム補助回路に提供する。

【００７４】 従って、回路電源１７６及び回路電力調節装置１７８を介して、バッテリー１
７０は、マイクロプロセッサ１３２及び、必要な場合、膝角度増幅器１３６、膝
角度微分器１３８、軸方向力及びモーメント増幅器１４２、バッテリーモニター
回路１４４、湿度検出回路１４６、電力利用モニター回路１４８、安全ウォッチ
ドッグ回路１５８、安全機構ドライバー１５６、膝アクチュエータ電流増幅器１
６０、可聴警告回路１６４、振動警告生成器１６８及び他の種々の関連の回路を
含む他の知覚回路構成や別個のシステム補助回路へ電力を分配する。

【００７５】 バッテリー保護回路構成１７２は、安全作動状態の限度を超えないようにバッ
テリー１７０を保護する。望ましい場合、充電器のバッテリー状態も提供可能で
ある。バッテリー充電回路構成１７４は、典型的にはコンセントである充電源か
らの電力をバッテリー１７０に適した電力レベルに変換する。

【００７６】 制御機構 状態機械 （前述のように）生理学的歩行の基本的な相または状態は、状態機械としての
人工膝制御装置の構成を示唆する。従って、各相は、状態１から状態５に対応す
る（例えば図２及び表１を参照）。図６は、人工膝システム１１０の状態機械制
御装置１９０の好適な一実施形態の図であり、状態から状態への遷移状態を示す
。

【００７７】 上に説明したように、回路基板上に実装された膝角度センサー１３４は、膝角
度を測定し、回路基板上に実装された軸方向力及びモーメントセンサー１４０は
、軸方向力と膝モーメントとを測定する。膝角度データ、膝回転速度データ、軸
方向力データ及び膝モーメントデータが、マイクロプロセッサまたは主制御装置
１３２に提供されて、システムの状態が確定され、よって自動的に膝ブレーキま
たはアクチュエータ１３０の作動が制御され、膝関節の回転が調節される。

【００７８】 また、上に説明したように、膝角度信号は、膝関節の回転の程度を確定し、膝
角速度信号は、膝が屈曲しているか伸展しているかを確定する。軸方向力の測定
によって、義足が地面または他の支持面に接地しているかどうかが確定される。
膝モーメントの測定によって、適用される膝モーメントが屈曲モーメントか伸展
モーメントかが確定される。

【００７９】 マイクロプロセッサ１３２に提供されるこれらの検知データに基づいて、状態
機械制御装置１９０は、利用者が各歩行周期を進む際または他の移動をしていく
際に、種々の状態１、２、３、４及び５を循環する。しばしば、図６に示すよう
に、制御装置１９０は、モーメントが伸展モーメントの閾値または臨界値を超え
るかまたは下回っているかによって、状態を変更する。有利な点として、また下
に説明するように、これらの閾値モーメントは、特定の患者についての情報を事
前にプログラムしなくても、各患者一人一人のために好適な実施形態の人工膝シ
ステムにより自動的に自己学習または独習される。

【００８０】 好ましくは、膝ダンパー１３０の反応における状態機械の制御１９０によって
、患者は、幅広い種類の動きを行うことができる。これらには、あるレベルの面
または斜面における通常の歩行または走行、着座、階段の上り下り、或いは、例
えば利用者がスーツケースを持ち上げる時のような他の状態が含まれる。繰り返
すが、これらの及び他の状態において、好適な実施形態の人工膝システムは、特
定の患者についての情報を事前にプログラムせずに精密な膝制動制御を自動的に
提供する。

【００８１】 状態機械制御装置１９０の全般的な作動と、状態から状態への遷移間において
満足のいく種々の状況とを、好適な一実施形態に従ってここで説明する。（上述
した）入力検知データに基づいて、これらは、膝の制動をいかに調節するかにつ
いての情報を膝ブレーキ１３０に提供する。各状態に対する制御動作については
本明細書において後程説明する。

【００８２】 まず、状態の遷移及びこれらの遷移に対する条件を、典型的な歩行または走行
周期について説明する。上述のように、軸方向力は、向こう脛の長手方向軸線１
８０（図４）または膝長軸線に実質的に沿ったまたはそれに平行な方向に地面ま
たは他の支持面から人工膝１１０に掛けられる力の成分である。掛けられるモー
メントは、図４に示すように中間横方向１８２に人工膝１１０に掛けられるトル
ク成分である。

【００８３】 状態１（立脚屈曲）は、条件Ｃ１２のもとで状態２（立脚伸展）に遷移する。
条件Ｃ１２は、膝が最初に低伸展速度を達成すると満たされる。この段階におい
て、義足は、地面又は他の支持面上にある。

【００８４】 状態２（立脚伸展）は、条件Ｃ２３のもとで状態３（ニーブレイク）に遷移す
る。条件Ｃ２３は、伸展モーメントが閾レベルまたは臨界レベル、或いは、閾値
または臨界値未満になると、膝が全伸展にまたはそれに近づくと、及び、膝があ
る一定の時間静止すると、満たされる。

【００８５】 状態３（ニーブレイク）は、条件Ｃ３４のもとで状態４（遊脚屈曲）に遷移す
る。条件Ｃ３４は、軸方向力が閾レベルまたは臨界レベル未満に、或いは、閾値
または臨界値未満に下がると、満たされる。すなわち、この段階において、義足
は、地面または他の支持面から離れるか殆ど離れる。

【００８６】 状態４（遊脚屈曲）は、条件Ｃ４５のもとで状態５（遊脚屈曲）に遷移する。
条件Ｃ４５は、膝がまず伸展し始めると満たされる。この段階において、義足は
、地面または他の支持面から離れて静止している。

【００８７】 状態５（遊脚伸展）は、条件Ｃ５１のもとで遷移して状態１（立脚屈曲）に戻
る。条件Ｃ５１は、軸方向力が閾レベルまたは臨界レベル、或いは閾値または臨
界値を超えると満たされる。これによって、１つの歩行または走行周期が完了す
る。

【００８８】 上述のように、状態から状態への遷移は、患者の特定の動き及び／または周囲
か地面のコンディションによって、状態１、状態２、状態３、状態４、状態５へ
という方法よりも他のパターンをたどり得る。有利な点として、有限状態機械制
御装置１９０は、交互の状態の遷移が起こり得る状況に自動的に適合または順応
して、多様な外部のコンディションにおいて幅広い種類の実質的に本物のような
または自然な動きを行う選択肢を肢切断患者に与え得る。

【００８９】 状態１（立脚屈曲）は、条件Ｃ１３のもとで状態３（ニーブレイク）に遷移す
る。条件Ｃ１３は、伸展モーメントが閾レベルまたは臨界レベル、或いは閾値ま
たは臨界値未満になると、膝が全伸展になるかそれに近づくと、また膝がある一
定の時間静止すると、満たされる。この状態１から状態３への状態遷移は、肢切
断患者が立脚中において通常の屈曲−伸展周期を進み損なった時に起こり得る。

【００９０】 状態１（立脚屈曲）は、条件Ｃ１４のもと状態４（遊脚屈曲）に遷移する。条
件Ｃ１４は、軸方向力が低いもののゼロではない閾レベルまたは臨界レベル、或
いは閾値または臨界値未満に下がると満たされる。この状態１から状態４への状
態遷移は、肢切断患者が膝をついて立つが体重を人工装具にかけたりかけなかっ
たりして体重を交互に前後に移動させる時に起こり得る。

【００９１】 状態２（立脚伸展）は、条件Ｃ２１のもとで状態１（立脚屈曲）に遷移する。
条件Ｃ２１は、膝が低いもののゼロではない屈曲速度になると満たされる。この
状態２から状態１への状態遷移は、肢切断患者が立脚伸展期間中に膝を屈曲し始
める場合に起こり得る。

【００９２】 状態２（立脚伸展）は、条件Ｃ２４のもとで状態４（遊脚屈曲）に遷移する。
条件Ｃ１４は、軸方向力が閾レベルまたは臨界レベル、或いは閾値または臨界値
よりも低くなると満たされる。この状態２から状態４への状態遷移は、肢切断患
者が立脚伸展期間中に片足を上げる場合に起こり得る。

【００９３】 状態３（ニーブレイク）は、条件Ｃ３１のもとで状態１（立脚屈曲）に遷移す
る。条件Ｃ３１は、膝がある一定期間状態３にあった場合に、或いは、伸展モー
メントが閾レベルまたは臨界レベルを超え、膝が全伸展または全伸展になるかそ
れに近くなる場合に満たされる。この状態３から状態１への状態遷移は、肢切断
患者が立った姿勢から両方の踵で後ろに上体を反らせる場合に起こり得る。

【００９４】 状態４（遊脚屈曲）は、条件Ｃ４１のもとで状態１（立脚屈曲）に遷移する。
条件Ｃ４１は、軸方向力が低いもののゼロでない閾値または臨界値を超えると満
たされる。この状態４から状態１への状態遷移は、肢切断患者が膝をついて立つ
が人工装具に体重をかけたりかけなかったりして体重を交互に前後に移動させる
場合に起こり得る。

【００９５】 上述のように、入力検知データに基づき、利用者が各歩行周期または動きを進
むにつれて、制御装置１９０は状態を循環する。状態機械ソフトウェアは、マイ
クロプロセッサ１３２またはメモリー１５０内に存在する。次に、各状態のため
の種々の制御動作または方法を説明する。状態１、２及び３用制御方法は、「立
脚相制御」と呼ばれ、状態４及び５用制御方法は、「遊脚相制御」と呼ばれる。

【００９６】 立脚相制御 本発明の好適な一実施形態によれば、患者が装着した人工膝の立脚相の制動を
適応性を伴って制御する方法が、提供される。人工膝のメモリー内に記憶される
ものは、検知データと立脚相の制動とを関連付ける相互の関連性である。身体の
大きさの異なる肢切断患者の臨床試験において確認されたことは、これらの関連
性が、義足が地面に接触する時の膝の動きを特徴づけることである。検知情報は
、これらの相互の関連性に関連して利用されて、立ったり歩いたり走ったりする
際において立脚相の制動をいかに調節すべきかを確定する。

【００９７】 好適な一実施形態によれば、肢切断患者の立脚相中において膝制動トルクを制
御するための、適合性を有する人工膝が、提供される。人工膝は、通常、制御可
能な膝ブレーキ、センサー及び制御装置を備える。膝ブレーキは、命令信号に応
答して可変制動トルクを提供する。センサーは、肢切断患者が支持面上方におい
て動く際において膝角度、軸方向力及び掛けられるモーメントを測定する。制御
装置は、メモリーを有し、膝ブレーキに命令信号を伝達しセンサーから入力信号
を受け取るように適合される。メモリー内部には、身体の大きさが異なる患者の
事前の臨床試験において確認した検知データと立脚相の制動との間の関連性が記
憶される。さらに、バイオメカニクス上の情報が、制動プロファイルの調節を管
理するためにメモリーに記憶される。制御装置は、臨床情報及びバイオメカニク
ス的情報と関連してセンサーからの検知データを利用して、患者の身体の大きさ
についての事前のいかなる知識とも無関係に立脚相中において膝ブレーキにより
提供される制動トルクを適合性を伴いかつ自動的に制御する。

【００９８】 状態１（立脚屈曲）及び状態２（立脚伸展） 通常の歩行において、膝は、まず屈曲し、次に初期立脚から中期立脚へ伸展す
る（図２及び図３を参照）。状態１または立脚屈曲において、人工膝は、好まし
くは、抵抗トルクまたは制動を用いて、利用者の体重のもとに人工膝が曲がるこ
とを防止するようにすべきである。人工膝はまた、好ましくは、立脚伸展期間ま
たは状態２中において抵抗トルクまたは制動を用いて、膝が伸展し過ぎないよう
に膝の伸展を減速または制動させ、それにより、膝ブレーキのような膝の回転部
分が人工ニーキャップ（伸展止め部）または外側膝カバーに打ちつけられないよ
うにする。

【００９９】 本物のようなまたは自然な反応を厳密にシミュレートするように人工膝が屈曲
及び伸展を制動すべき程度は、体重により大きく異なる。すなわち、状態１及び
状態２において、より大きい制動値が、概ね本物のようなまたは自然な感じのよ
り信頼性の高いシミュレートを行うために大きな利用者には好ましい。（留意す
べきことは、概して高身長の利用者では、膝の抵抗を大きくする必要があるが、
高身長の人では、膝がより速く回転しやすくそれによりシステムのトルク応答が
早くなることが典型的である。すなわち、電流は、比例定数が膝の制動である膝
回転速度に比例するということである。） 好適な一実施形態によれば、臨床調査が、大柄から小柄体型、肥満から痩身体
型まで身体の大きさが異なる肢切断患者に行われて、身体の大きさの全範囲が概
ねとらえられた。これらの利用者は、人工膝及び他の知覚装置を用いた。好まし
くは、利用者は、軸方向及びモーメントセンサー１４０と膝角度センサー１３４
に加えて人工膝ブレーキ１３０を用いた。

【０１００】 これらの臨床試験において、膝アクチュエータ１３０により提供される屈曲及
び伸展制動値は、必要な場合に、他の関連データ同士の間において、軸方向力、
膝モーメント、膝角度及び膝角速度データをモニターしながら、身体の大きさが
異なる肢切断患者に対して最適化された。次に、これらのデータを利用して、立
脚中において計算されかつ／または測定された立脚相抵抗と検知情報との間にお
ける関連性または相互の関連性を確認した。

【０１０１】 好ましくは、臨床調査データは、幅広い種類の患者の動き及び／または外部の
コンディション及び地面に関して収集される。これらには、あるレベルのまたは
傾斜した面上における通常の歩行または走行、着座、階段の上り下り、または他
の状況、その中には、例えば利用者がスーツケースを持ち上げる場合が含まれる
。

【０１０２】 身体の大きさが異なる患者のために最適化した立脚相膝抵抗または制動と検知
データとの関連性または相互の関連性は、制御装置或いはマイクロプロセッサ１
３２またはシステムメモリー１５０内に記憶またはプログラムされる。これらは
、好適な実施形態の人工膝システム１１０において利用されて、膝ブレーキ１３
０の作動が自動的に制御される。

【０１０３】 肢切断患者が本発明の好適な制御方法により制御される人工膝システム１１０
を用いて最初に歩行する際に、好ましくは、マイクロプロセッサまたは制御装置
１３２は、最初に膝の回転に対する状態１の制動または抵抗を大きな値に設定す
る。トルクが膝回転速度に比例するリニアダンパーについての適切な比例定数ま
たは制動値は、２０Nm*秒／ラジアンである。これは、人工膝１１０が安全であ
り極めて大きな屈曲角度に曲がらないことを保証する。この最大屈曲角度は、１
５°を超えないことが好ましい。

【０１０４】 初期の状態１の制動と区別して、好ましくは、マイクロプロセッサまたは制御
装置１３２は、膝の回転に対する状態２の制動または抵抗をより小さい値に設定
する。トルクが膝回転速度に比例するリニアダンパーについて適切な比例定数ま
たは制動値は、１０Nm*秒／ラジアンである。これによって、肢切断患者は、膝
が不意に屈曲しそうな場合でも膝を伸展状態とすることができる。

【０１０５】 肢切断患者が動いたり何歩か足を踏み出し始めると、軸方向力及びモーメント
センサー１４０及び角度センサー１３４は、連続的にまたは周期的に軸方向力、
掛けられるモーメント、膝角度及び膝角速度データまたは信号をマイクロプロセ
ッサまたは制御装置１３２に提供する。制御装置１３２が、検知された検知デー
タと、特に人工膝システム１１０に掛けられる最大力及び最大トルク及び／また
は軸方向力及びトルクプロファイルとを利用して、膝抵抗または制動を、事前の
臨床試験中において適度なまたは適合された或いは概ね本物のような立脚動作を
与えるように決定された値またはプロファイルとなるように調節する。

【０１０６】 上述のように、身体の大きさが異なる幅広い患者の臨床試験中に得られたこれ
らの関連性または相互の関連性は、制御装置１３２にプログラムされるかまたは
記憶された。患者が、引き続き人工膝システム１１０を使用する場合、必要に応
じて、システム１１０によって、さらに自動化された改良及び十分な調節を行う
ことができる。

【０１０７】 好適な実施形態の人工装具は、臨床上の（人工装具の）知識及びバイオメカニ
クス上の知識により導かれる自己学習及び／または自己独習システムである。例
えば、図１を参照して上述したように、（システムメモリー内に記憶される）バ
イオメカニクス上の知識には、人間の典型的な歩行及び走行の仕組みに関連する
情報が含まれる。

【０１０８】 さらには、臨床上の関連性または相互の関連性によってもまた、人工膝システ
ム１１０は、身体の大きさとは無関係に特定の肢切断患者用に適切な「限界モー
メント」を決定することができる。上述のように、これらの限界モーメントは、
状態機械１９０（図６）により利用されて、限界モーメントが患者に特有のある
値を超えるかまたはそれを下回るかによって状態が変化させられる。

【０１０９】 有利な点として、好適な実施形態において、義肢専門家または患者が、患者特
有の情報を人工膝内に事前にプログラムする必要はない。人工膝に局所において
検知された検知情報を用いて、立脚抵抗は、肢切断患者の必要性に自動的に適合
し、それにより、自動化され患者適合性を有するシステムが提供される。

【０１１０】 状態３（ニーブレイク） 好適な一実施形態において、状態３（ニーブレイク）の膝制動または抵抗は、
肢切断患者が容易に膝を屈曲することができるように実質的に一定にかつ最小限
にされる。好ましくは、膝制動トルクのこの最小値は、約0.4 Nmであり、主に特
定の膝ブレーキを使用することにより決定される。その代わりに、ここに教示ま
たは示唆したような利益及び利点の一つまたはそれ以上の利益及び利点を達成す
る目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な場合または望ましい場合に、他
の最小の制動トルク値及び／または可変トルクを有効に利用可能である。

【０１１１】 別の好適な実施形態において、状態３の膝制動またはトルクは、状態１及び状
態２について上述したように決定される。すなわち、制御装置１３２は、検知さ
れた検知データと、特に人工膝システム１１０に掛けられる最大力及び最大トル
ク、及び／または軸方向力及びトルクプロファイルとを利用して、膝抵抗または
制動を、事前の臨床試験中において適度なまたは適合された或いは概ね本物のよ
うな立脚の動きを与えるように決定された値またはプロファイルとなるように調
節する。

【０１１２】 遊脚相制御 好適な一実施形態によれば、患者が種々の移動速度で移動する時に患者が装着
した人工膝の遊脚相制動トルクを適合性を伴って制御する方法が、提供される。
踵接地から足指離地までにおいて測定した義足と地面との接触時間は、前方移動
速度と相互に非常に関連があることが示された。本方法は、患者の前方への速度
の予測としての足接触時間を連続的に測定し、膝が快適にかつ自然に動くように
なるまで遊脚相制動プロファイルを適合性を伴って調節するステップを含む。膝
屈曲についての遊脚相制動プロファイルは、特定範囲の最大屈曲角度となるまで
繰り返し調節される。膝伸展と区別して、膝制動は、伸展する脚の人工ニーキャ
ップに掛かる衝撃力を制御するように調節される。収束した制動値は、全移動速
度において遊脚相制動を自動的に制御するために利用される。

【０１１３】 好適な一実施形態において、立脚相中において、制御装置１３２は、入力検知
データに基づいて、肢切断患者の移動速度により変化するパラメータを計算する
。このパラメータは、移動速度とともに単調に変化することが好ましい。以下に
説明するように、制御装置１３２が、このパラメータを利用して、実質的に全速
度において実質的に全患者用に遊脚相膝抵抗を自動的に制御する。

【０１１４】 好適な一実施形態において、速度制御パラメータは、義足が地面と接触してい
る時間、または足接触時間の量である。別の好適な実施形態において、速度制御
パラメータは、実質的に最大または完全伸展と、脚人工装具が状態３から状態４
にかけて屈曲する際の約３０度の屈曲との間における最大屈曲速度である。他の
好適な実施形態において、種々の速度において膝抵抗を適合性を伴って制御し、
かつ／または、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つまたはそれ
以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な場
合または望ましい場合に、他の適切な速度制御パラメータを利用可能である。

【０１１５】 足接触時間は、特定の時間の間に測定または計算されることが好ましい。足接
触時間は、１つの立脚相中に測定されることが好ましい。その代わりに、足接触
時間は、１つまたはそれ以上の歩行周期に渡って測定または計算可能である。足
接触時間は、軸方向力センサー１４０からの信号に基づいて計算されることが好
ましい。軸方向の測定値がゼロでないことは、義足が地面または他の支持面と接
触していることを示す。

【０１１６】 図７を参照すると、典型的には、歩行速度が増すと足接触時間は減少する。図
７において、一人の患者についての足接触時間と、前方への歩行及び走行速度と
の関係が図示され、速度が増加するのに伴い時間が減少する様子が示されている
。ｘ軸１９２は前方速度ｃｍ／秒を示し、ｙ軸１９４は１つの立脚相中における
足接触時間毎秒を示す。

【０１１７】 図７において、三角形は、０．８５ｍ／秒の緩やかな歩行から１．７４ｍ／秒
の中程度の走行までいくつかの別個の一定の状態速度で動く非肢切断患者につい
ての接触時間を示す。図７において示すように、接触時間は、速度の増加に伴い
概ね減少する。最小二乗法による回帰線は、−約０．３２ｍ／秒²の傾きを伴う
データにあてはめられる。同様の回帰が、肢切断患者と非肢切断患者について観
察された。データは、スウェーデン、パーティルのSelective Electronics Co.
からのSelspot 11というカメラに基づく４台のカメラによる双方向からの運動学
上のデータ収集システムを利用して収集された（マサチューセッツ、ボストンMa
ssachusetts General Hospital Gait Laboratoryからの非公開データ）。

【０１１８】 好適な一実施形態によれば、反復プロセス中における制御装置１３２は、足接
触時間または運動速度に対して遊脚相膝抵抗または制動をどのように調節するか
を確定する。足接触時間の生物学上の全範囲は、膝プロセッサ１３２のメモリー
１５０内に記憶される。典型的には、低身長の人は、平均すると、高身長の人に
比べて足接触時間が短い。メモリー１５０内に記憶された生物学上の全範囲は、
これらの極値を含むことが好ましい。

【０１１９】 好適な一実施形態において、メモリー１５０は、ゼロから、概ね足接触時間の
生物学上の全範囲をカバーするのに十分である以上の約２秒までの足接触時間を
記憶する。他の好適な実施形態において、メモリーは、足接触時間の生物学上の
全範囲をカバーし、かつ／または、ここに教示または示唆したような利益及び利
点の一つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮
を払って、必要な場合または望ましい場合に、より狭い範囲または広い範囲の足
接触時間を有効に記憶可能である。

【０１２０】 好適には、足接触時間は、マイクロプロセッサメモリー１５０内においてタイ
ムスロットまたはタイムパーティションに分割される。肢切断患者が低速から高
速で歩行をする際に、異なるタイムスロットまたは運動速度範囲が、サンプリン
グされる。生物学上の全範囲が分割されるので、各肢切断患者は、身長、体重ま
たは身体の大きさとは無関係に、低速歩行から高速走行を行う際に複数のタイム
スロットのサンプリングを行う。

【０１２１】 好適な一実施形態において、パーティションの大きさは、約１００ミリ秒（ms
ecs）であるので、２秒の足接触時間範囲または間隔に対して全２０タイムスロ
ットとなる。どんな一人の肢切断患者でも、典型的には、低速運動ペースから高
速運動ペースで動く際に、２０タイムスロットの全てではなく何分の一をサンプ
リングすることになるだろう。或いは、他の好適な実施形態において、パーティ
ションの大きさは、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つまたは
それ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要
な場合または望ましい場合に、有効に選択可能である。

【０１２２】 好適な一実施形態の制御方法では、好ましくは、各タイムスロット内において
膝制動プロファイルを調節する。状態４において、各タイムスロット内において
制動値が調節されて最大屈曲角度が制御され、状態５において、伸展する脚の人
工ニーキャップに対する衝撃力が制御される。（上述のように）制御装置１３２
に提供される検知データに基づいて、制御装置１３２は、適切な命令信号または
指令を膝ブレーキまたはダンパー１３０に送る。

【０１２３】 状態４（遊脚屈曲） 肢切断患者が、最初に、好ましくは本発明の好適な制御方法により制御される
人工膝システム１１０を用いて歩行または最初の一歩を踏み出す際に、マイクロ
プロセッサまたは制御装置１３２は、初めに、各タイムスロット内において、状
態４の、膝関節の回転に対する制動または抵抗を最小値に設定または調節する。
従って、肢切断患者が最初の一歩を踏み出す時、状態４の膝制動トルクは最小限
となり、膝は初期遊脚相中において自由に揺動する。

【０１２４】 好ましくは、膝制動トルクのこの最小値は、約０．４N-mであり、主に特定の
膝ブレーキを用いることにより確定される。或いは、他の制動トルク最小値及び
／または可変トルクは、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つま
たはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、
必要な場合または望ましい場合に、有効に利用可能である。

【０１２５】 第１歩の後において、続いて行う歩みまたは歩行の周期については、制御装置
１３２は、好ましくは、膝が所定の目標角度より大きな角度に屈曲するときはい
つでも、膝ブレーキ１３０に適切な命令信号または指令を送ることによりブレー
キ制動を増加する。歩行する非肢切断患者については、初期遊脚中における最大
屈曲角度は、約８０°を超えないことが典型的である（図３参照）。

【０１２６】 従って、好適な一実施形態によれば、実質的に自然で生物学的な歩行周期を達
成するためには、目標角度を約８０°に設定して、人工膝システム１１０の状態
４の最大屈曲角度を制御する。他の好適な実施形態において、かつ／または、他
の動きのレベルまたは外部コンディションにおいて、状態４の目標角度は、実質
的に本物のような応答をし、かつ／または、ここに教示または示唆したような利
益及び利点の一つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかる
べき考慮を払って、必要な場合または望ましい場合に、代わりのものを選択可能
である。

【０１２７】 マイクロプロセッサ１３２は、好ましくは、角度センサー１３４により測定さ
れる実際の屈曲角度と目標角度との間における誤差または差に比例する量によっ
て制動を増加する。制動が増加することによって、その先の歩行周期のためにで
あるが、好ましくは肢切断患者がサンプリングしたそれらのタイムスロットまた
は運動速度においてのみ、最大屈曲角度が低減される。

【０１２８】 状態４において、最大屈曲角度が目標角度を下回ると、マイクロプロセッサ１
３２は、膝ブレーキ１３０に適切な命令信号または指令を送ることにより制動ト
ルクを低減する。これによって、制動レベルが不必要に高くならないことが保証
される。

【０１２９】 好ましくは、最大屈曲角度がＮ回の連続的な運動ステップ、周期または歩幅に
対して目標角度を下回ると、制動トルクは、低減される。Ｎに対する好適な１つ
の値は、他の値も有効に利用可能であるが、約２０の運動または歩行周期である
。ブレーキ制動は、好ましくは、角度センサー１３４により測定される実際の屈
曲角度と、目標角度との間における誤差または差への比例量によって低減される
。種々の特定のタイムスロットまたはビン内において、制動が低減することによ
って、以後の歩行周期に対する最大屈曲角度が大きくなる。

【０１３０】 典型的には、より速い歩行速度では、状態４において最大屈曲角度を目標角度
の閾値未満に維持するように制動レベルを大きくする必要がある。従って、状態
４の適合速度を高めるためには、好適な一実施形態において、より速い歩行速度
またはタイムスロットにおける制動レベルが、より遅い速度またはタイムスロッ
トにおける制動レベルと少なくとも同じになるように、制御方法を設計する。

【０１３１】 さらに、好ましくは、１つの歩行または運動周期に渡って各タイムスロットに
において掛けられる状態４の制動レベルは、可変または角度依存し得るが、一定
である。さらに、１つまたはそれ以上のタイムスロットにおける状態４の制動レ
ベルの調節には、一定または所定の膝角度の範囲における制動の変更、または、
制動される角度範囲のまたはそれらの組み合わせの変更が含まれ得る。

【０１３２】 肢切断患者が引き続き人工膝システム１１０を使用し、歩行、走行または他の
運動速度の種々の範囲をサンプリングする際、最大膝角度が常に実質的に全ての
歩行、走行または他の運動速度に対する目標角度を下回るかまたはそれに近くな
るまで、状態４の膝制動は、各タイムスロット内において徐々に収束する。各タ
イムスロットまたは運動速度について最適化された制動トルク値またはプロファ
イルは、マイクロプロセッサメモリー１５０内に記憶される。従って、一度反復
適合性を有する制御方法が実行されると、肢切断患者は、状態４において異なる
タイムスロット、従って異なる制動レベルをサンプリングしている間中低速歩行
から高速歩行へ急な加速が可能である。

【０１３３】 状態５（遊脚伸展） 揺動する人工装具が人工ニーキャップにぶつかる際に衝撃力を制御するために
、同様の方法または手順が利用される。上述のように、この人工ニーキャップは
、伸展止め部として機能する。

【０１３４】 肢切断患者が、最初に、本発明の好適な制御方法により制御される人工膝シス
テム１１０を用いて歩行または第１歩を踏み出す際に、好ましくは、マイクロプ
ロセッサまたは制御装置１３２は、初めに、各タイムスロット内において状態５
の制動を最小値に設定または調節する。従って、肢切断患者が第１歩を踏み出す
際に、状態５の膝制動トルクは、最小限となり、膝は、状態４における最大屈曲
角度から状態５における最大伸展角度（約１８０°）へ伸展する。人工ニーキャ
ップとの接触によって、さらなる伸展が防止される。

【０１３５】 好ましくは、膝制動トルクのこの最小値は、約０．４N-mであり、主に特定の
膝ブレーキを用いることにより確定される。或いは、他の制動トルク最小値及び
／または可変トルクを、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つま
たはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、
必要な場合または望ましい場合に、有効に利用可能である。

【０１３６】 第１歩の後において、続いて行う歩みまたは歩行の周期について、制御装置１
３２は、最小限とされた制動を伴って、各ビンまたはタイムスロット内において
、人工ニーキャップに対する揺動脚の平均衝撃力を計算する。Ｍタイムスロット
またはビンの最小から最大まで、２つの連続したビンが直接隣接していない場合
、中間ビンについて平均衝撃力を推定するために線形外挿法が行われる。例えば
、ビン「１０」及び「１２」について平均が計算されたがビン「１１」について
は計算がされなかった場合、ビン「１０」に対応する衝撃力からビン「１２」に
対応する衝撃力までにおいて線形外挿法による計算が行われる。よって、この線
形関数が、利用されて、ビン「１１」について衝撃力が推定される。Ｍビン領域
は、必要な場合または望ましい場合において、約３から５より少ないかまたは多
いビンまたはタイムスロットを有効に利用可能であるが、好ましくは、約３から
５のビンまたはタイムスロットを含む。

【０１３７】 Ｍ平均衝撃力が計算され、線形外挿入法で最小ビンから最大ビンまで計算が行
われ後、膝制動値は、衝撃力と最適な伸展制動とを関連付けて臨床上確定した関
連性を利用して選択される。従って、肢切断患者は、Ｍビン領域に対応する歩行
速度に対するだけではなく、伸展する脚を減速させることに役立つ制動を感じる
。最大を超え最小を下回るビンについては、追加のデータが収集され平均衝撃力
が計算されるまで、デフォルトの最小制動が用いられる。もとのＭビン領域の上
下のビンについては、線形外挿法を行い、中間ビンについて平均衝撃力を推定す
る。例えば、もとのＭビンの最大が「１４」と等しく平均衝撃力がビン「１７」
について計算されている場合には、ビン「１５」と「１６」とに対する衝撃力の
推定は、ビン「１４」に対応する平均衝撃力とビン「１７」に対応する平均衝撃
力とから線形関数を利用して行われる。一度平均衝撃力がもとのＭビンの領域の
上下のビンに対して計算されると、膝制動値は、衝撃力と最適な伸展制動とを関
連づけて臨床上確定した関連性を利用して選択される。

【０１３８】 衝撃力と最適な伸展制動とを関連付けて臨床上確定した関連性は、好ましくは
、異なる歩行、走行及び／または他の運動速度で動く患者を利用して臨床試験に
より得られるか決定される。好ましくは、衝撃力と最適な伸展制動とを関連づけ
て臨床上確定された関連性は、身体の大きさ（体重）が異なる患者を利用して、
臨床試験により得られるか決定される。この臨床上確定された関連性は、システ
ムメモリー１５０に記憶されることが好ましい。

【０１３９】 各タイムスロットまたはビンについて、一度最適な伸展制動値が選択されると
、マイクロプロセッサ１３２は、再度、平均衝撃力の計算を行い、次に、この新
しい衝撃力は、目標値として利用される。特定のビン内において衝撃力の大きさ
を著しく変えるシステムの外乱が起こった場合、伸展制動は、衝撃力が再度目標
の衝撃力と等しくなるかまたは近接するまで調節される。例えば、特定のビン内
において、制動が行われた後の平均衝撃力が１００Ｎ（ニュートン）であり、外
乱によって、遊脚が１５０Ｎ（ニュートン）の力で人工ニーキャップにぶつかる
場合、伸展制動はそのビンについて、衝撃力が再度もとのＮ（ニュートン）と等
しくなるかまたはほぼ近接するまで高くなる。この適合性のあるルーチンで、肢
切断患者は、軽い靴から重い靴に履き替えてもなお、義肢専門家を再訪して再プ
ログラムせずに快適に歩くことができる。

【０１４０】 人工ニーキャップに対する、遊脚の平均衝撃力は、好ましくは、人工装具に対
して局在するセンサーが提供する信号またはデータを利用して、制御装置１３２
により計算される。衝撃力センサーは、好ましくは、上述のように、センサー１
４０を含み、フレーム１４１上に装着されるかまたは機械連結される１つまたは
それ以上のストレインゲージを含む。計算または決定された衝撃力に基づいて、
制御装置１３２は、膝制動を制御するように膝ブレーキ１３０に適切な命令信号
または指令を提供する。

【０１４１】 各タイムスロットまたは運動速度における状態５の制動は、本発明の制御方法
の好適な実施形態におけるいくつかの方法によって調節可能である。例えば、１
つまたはそれ以上のタイムスロットにおける状態５の制動レベルの調節には、一
定のまたは所定の膝角度範囲における制動を変更すること、または、制動される
角度範囲またはその組み合わせを変更することが含まれ得る。さらに、１つの歩
行または運動周期に渡って１つまたはそれ以上のタイムスロットにおいて掛けら
れる状態５の制動レベルは、一定、可変及び／または角度依存となるようにでき
る。

【０１４２】 好適な一実施形態によれば、本制御方法によって、一定のまたは所定の角度範
囲に渡ってまたはその範囲内において、状態５における膝制動が調節される。例
えば、膝制動トルクは、約１３０°から約１８０°の範囲内においてなど特定の
伸展角度範囲内において増減して、その特定のタイムスロット内において制動を
増減させる。

【０１４３】 別の好適な実施形態によれば、本制御方法によって、状態５の膝制動レベルが
実質的に一定に維持され、また、その代わりに膝制動が適用される角度範囲が調
節される。例えば、膝制動は、一定であり最大とされ、この制動は、約１７０°
から約１８０°の伸展角度範囲に渡って適用される。状態５の制動を高くするた
めには、膝制動開始用の始動伸展角度は、その特定のタイムスロットまたは運動
速度に対して状態５の制動を高めるように約１７０°から約１６０°まで変更可
能である。

【０１４４】 典型的には、歩行速度が速くなると、人工ニーキャップに対する衝撃力を許容
可能範囲に維持するために制動レベルを高くする必要がある。従って、状態５の
適合速度を高くするために、好適な一実施形態において、本制御方法は、より速
い歩行速度またはタイムスロットにおける制動レベルが、より遅い速度またはタ
イムスロットにおける制動レベルと少なくとも同程度となるように設計される。

【０１４５】 肢切断患者が人工膝システム１１０を引き続き使用するとともに歩行及び走行
速度の種々の範囲をサンプリングする際に、状態５の膝制動は、遊脚の人工ニー
キャップに対する衝撃力が実質的に全ての歩行、走行または他の運動速度につい
て許容可能レベルに保持されるまで、各タイムスロット内において徐々に収束す
る。各タイムスロットまたは運動速度に対して最適化された制動トルク値または
プロファイルは、マイクロプロセッサメモリ１５０内に記憶される。従って、一
度反復適合制御方法が実行されると、肢切断患者は、状態５内において異なるタ
イムスロットをよって異なる制動レベルをサンプリングしている間中、低速から
高速歩行へ急速に加速できる。

【０１４６】 患者が人工膝システム１１０をさらに使用し続ける際に、必要に応じて本シス
テム１１０によってさらに自動化された改良及び微調整を行うことができる。好
適な実施形態の人工装具は、臨床上の（人工装具の）及びバイオメカニック上の
知識により導かれる自己独習かつ／自己学習システムである。例えば、図１に関
連して上述したように、（システムメモリー内に記憶される）バイオメカニクス
上の知識は、典型的な人間の歩行及び走行の仕組みに関連する情報を含む。

【０１４７】 有利な点として、好適な実施形態の制御方法及び人工膝システムには、患者の
特質が必要でなく、従って、異なる運動速度及び異なる患者に適応するように義
肢専門家または肢切断患者が事前にプログラミングを行う必要がない。本システ
ムは、一度患者が義肢専門家の施設を出て行っても、患者に対する適合性と速度
に対する適合性があるので種々のタイプの外乱に適合可能である。望ましくは、
これはまた、時間とコストの節約に役立ち、そうでなければ延々と続く調節また
は試験期間における患者に対する不便さ、不快さ、疲労を実質的になくすかまた
は緩和する。

【０１４８】 好適な実施形態の制御方法及び人工装具によって、患者は、幅広い運動を行う
ことができる。これらには、ある高さの面または傾斜面上における通常の歩行ま
たは走行、着座、階段の上り下りまたは例えば利用者がスーツケースを持ち上げ
るなど他の状況が含まれる。

【０１４９】 磁気レオロジーによる膝ブレーキ 本発明に係る磁気レオロジーによる膝ブレーキまたはアクチュエータの好適な
実施形態が、「ELECTRONICALLY CONTROLLED PROSTHETIC KNEE」というタイトル
であり２００１年１月２２日付出願の米国出願第０９／７６７，３６７号に説明
されており、その全開示は、参照することによりここに組み込まれたものとする
。開示を明瞭かつ簡潔にするために、この磁気レオロジーによる膝ブレーキまた
はアクチュエータについての簡単な説明のみを以下に行う。

【０１５０】 図８は、本発明の好適な一実施形態に係る回転人工膝ブレーキまたは磁気レオ
ロジー（ＭＲ）ブレーキシステム２１０の簡略化した概略図である。膝アクチュ
エータ２１０は、実質的に電磁または磁気コイル２１４に囲まれるかまたは包囲
されるとともに一対の側方プレートまたはディスク２１６、２１８と機械的に連
絡した実質的に中央のコア２１２を含む。制御された可変電流を電磁石２１４中
に通過させることによって、可変の磁界が生じる。好ましくは、コア２１２及び
側方プレート２１６、２１８は、鉄の磁化または磁気材料などから製造される。
さらに好ましくは、コア２１２及び側方プレート２１６、２１８は、高磁束飽和
密度でかつ高透磁率の軟磁性材料から製造される。

【０１５１】 人工膝ブレーキまたはアクチュエータ２１０は、内側スプライン２２２と機械
的に連絡した複数の内側ブレードまたはプレート２２０をさらに含む。内側スプ
ライン２２２は、概ね電磁石２１４を囲むかまたは包囲し、側方プレート２１６
、２１８に連結または機械結合される。ブレード２２０は、ブレーキ回転軸線２
２４の周りに同心に配置されることが好ましい。内側スプライン２２２は、膝関
節回転軸線２２４の周りを回転可能であることが好ましく、よって、ブレードま
たはロータ２２０とコア側方プレート２１６、２１８とは、回転可能である。内
側スプライン２２２の回転は、脚の下方（膝より下の）部分の回転または動きに
対応する。

【０１５２】 人工膝ブレーキまたはアクチュエータ２１０はまた、外側スプライン２３２と
機械的に連絡した複数の外側ブレードまたはプレート２３０を含む。外側スプラ
イン２３２は、概ね内側スプライン２２２を囲むか包囲する。ブレード２３０は
、ブレーキの回転軸線２２４の周りに同心に配置されることが好ましい。外側ス
プライン２３２は、膝関節回転軸線２２４の周りを回転可能であることが好まし
く、よって、ブレードまたはステータ２３０は回転可能である。外側スプライン
２３２の回転は、脚の上方（膝から上）部分の回転または動きに対応する。好ま
しくは、外側スプラインまたはハウジング２３２は、適切な断端ソケット等への
人工膝関節２１０の連結を容易にする手段を含む。外側スプライン２３２、従っ
てステータ２３０は、好ましくは、実質的に断端ソケットまたは残肢について無
回転連結されるかまたは非回転である。

【０１５３】 複数のロータ２２０及びステータ２３０は、分散させ交互に並べ、隣り合った
ブレード２２０と２３０との間のギャップには、磁気レオロジー（ＭＲ）流体２
３４が含まれ、従って、該流体は、内側スプライン２２２と外側スプライン２３
２との間に形成された空洞または通路内にある。好適な一実施形態において、隣
り合ったロータ２２０とステータ２３０との間のギャップまたは微小ギャップ内
のＭＲ流体２３４は、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間における
薄い潤滑膜の形態である。側方プレート２１６、２１８と隣接したステータ２３
０との間におけるＭＲ流体の剪断はまた、膝の制動に貢献し得る。

【０１５４】 膝関節の回転中において、ロータ２２０とステータ２３０との間の複数のギャ
ップ内のＭＲ流体は、剪断されて、肢の回転を制御する制動トルクを生じる。好
ましくは、ブレードまたはディスク２２０及び２３０は、鉄の、磁化または磁気
材料等から形成される。さらに好ましくは、ブレードまたはディスク２２０及び
２３０は、機械作動する程度に高い透磁率及び磁気的軟度（magnetic softness
）を有する材料から形成される。

【０１５５】 膝関節アクチュエータ２１０は、さらに、各側方プレート２１６、２１８に連
結または結合された一対のボールベアリング２２６、２２８を含む。ボールベア
リング２２６、２２８は、さらに、各側壁または装着フォーク２３６、２３８に
連結または結合される。従って、内側スプライン２２２と装着フォーク２３６、
２３８との間に、回転連結が生じる。外側スプライン２３２と組み合わされた装
着フォーク２３６、２３８は、膝アクチュエータ２１０の１つの主要な外側シェ
ルを形成する。好ましくは、側壁または装着フォーク２３６、２３８は、人工膝
アクチュエータ２１０を適切な義足、脛部等へ結合することを容易にする手段を
含む。

【０１５６】 好ましくは、中央コア２１２及び電磁石２１４はまた、内側スプライン２２２
、ロータ２２０、コア側方プレート２１６、２１８及び装着フォーク２３６、２
３８の回転に沿って回転する。ステータ２３０は、外側スプライン２３２の回転
とともに回転する。

【０１５７】 ロータ２２０は、内側スプライン２２２に対して回転を固定され、ステータ２
３０は、外側スプライン２３２に対して回転を固定される。運動または膝回転の
種々の段階中において、また、膝回転軸線２２４の周りにおいて、ロータ２２０
は、ステータ２３０が回転はするが実質的に静止している間に回転可能であるか
、または、ステータ２３０は、ロータ２２０が回転はするが実質的に静止してい
る間に回転可能であるか、或いは、ロータ２２０とステータ２３０とが、回転し
得るか、または、実質的に回転はするが静止し得る。ロータ２２０及びステータ
２３０は回転可能であるが、「ロータ」及び「ステータ」という用語は、内側ブ
レード２２０と外側ブレード２３０とを区別するために用い、相対的な回転運動
が（隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間のギャップ内においてＭＲ
流体が剪断されることにより）ロータ２２０とステータ２３０との間に生じるこ
とを教示する。望ましい場合には、ブレード２２０を「内側ロータ」、ブレード
２３０を「外側ロータ」と呼ぶことができる。

【０１５８】 磁石２１４の作動によって、磁界、磁気回路または磁路２４０が、膝アクチュ
エータ２１０内に生じる。好適な一実施形態において、磁界２４０は、中央コア
２１２の中から、側方プレート２１８の中を径方向外側に、ロータ２２０及びス
テータ２３０の分散させたセットと磁気レオロジー流体２３４との中を横方向に
、側方プレート２１６の中を径方向内側に通過する。コア２１２及び側方プレー
ト２１６、２１８の中を通過する磁界２４０の部分は、磁気の復路を概ね確定し
、また同時に、活性または機能可能磁気は、ロータ２２０及びＭＲ流体２３４中
における磁路により確定される。

【０１５９】 磁気レオロジー（ＭＲ）流体２３４のレオロジーまたは粘性は、掛けられる磁
界の大きさにより異なる変化を受ける。次に、流体の粘性におけるこの変化は、
生じる剪断力及び応力、トルクまたはねじり抵抗の大きさを、よって人工膝ブレ
ーキ２１０により提供される制動レベルを決定する。従って、この磁界の大きさ
を制御することによって、人工肢の回転動作が制御されて、例えば遊脚及び立脚
相中における屈曲及び伸展が制御され、肢切断患者がより自然で安全に歩行でき
るようになる。

【０１６０】 好適な一実施形態において、ロータ２２０及び／またはステータ２３０は、横
方向２４２に移動可能であり、よって、磁界の影響下で、磁界の強さにより決ま
る可変力で、隣り合ったロータ２２０及び／またはステータ２３０に摩擦可能と
なり、「ハイブリッド型」磁気レオロジー及び摩擦制動ブレーキが生まれる。別
の好適な実施形態において、ロータ２２０及びステータ２３０は、スプライン２
２２及び２３２に対して所定位置に横方向に固定され、よって、ブレーキ効果は
、実質的に純粋に磁気レオロジーまたは粘性による。或いは、ロータ２２０及び
／またはステータ２３０の一方は、横方向に固定可能であると同時に、実質的に
自然な感触でかつ／または安全な人工装具装置を提供し、かつ／または、ここに
教示または示唆したような利益及び利点の一つまたはそれ以上の利益及び利点を
達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な場合または望ましい場合
に、他方は、横方向に移動可能である。一実施形態において、側方プレート２１
６、２１８は、横方向に移動可能であり、隣接するステータ２３０との摩擦接触
によって摩擦制動に貢献する。

【０１６１】 有利な点として、剪断モードで作動することによって、本発明のＭＲ作動人工
膝内において高まる圧力は、ないかまたは無視できる。これによって、流体の漏
出または膝の故障の可能性が実質的になくなるかまたは低減し、よって、本装置
の安全性が高まることが望ましい。

【０１６２】 さらに有利な点として、本発明の好適な実施形態により提供される複数の剪断
面または磁束界面は、トルク倍増器（torque multiplier）として機能し、追加
のトランスミッションまたは他の補助構成要素を用いずに、粘性トルクレベルを
所望の最大値まで増加させ得る。例えば、２つの磁束界面によって約１N/mの最
大粘性トルクを得られる場合、４０個の磁束界面によって、約４０Ｎ/mの粘性制
動トルクを得られる。逆に、４０：１のステップアップトランスミッションを用
いて粘性トルクを大きくする場合、不都合なことに、システムの反射慣性（refl
ected inertia）が約１６００倍になるばかりでなく、システムの重量、大きさ
及び複雑度が増すことも望ましくない。

【０１６３】 好適な実施形態の人工膝アクチュエータの複数の剪断面または界面によって、
有利な点として、患者が安全でかつ／またはより自然な歩行ができる幅広い動ト
ルクも得られる。望ましくは、好適な実施形態のＭＲ作動人工膝は、急速かつ精
確に応答可能である。繰り返すが、これによって、患者は、安全にかつ／または
自然に動くことができる。

【０１６４】 図９及び図１０は、本発明の一実施形態に係る特徴及び利点を有した磁気レオ
ロジー回転人工膝アクチュエータ、ブレーキまたはダンパー２１０を示す。人工
膝アクチュエータ２１０は、好ましくは実質的に膝回転軸線２２４に沿ってまた
はその周りにおいて制御可能で浪費可能な力（dissipative forces）を生じる。
図９及び図１０の膝アクチュエータの実施形態は、操作及び構造において、図８
の膝アクチュエータの実施形態と概ね同様であり、よって、開示を明快にかつ簡
潔にするために、図９及び図１０の実施形態について以下に簡単にしか説明しな
い。

【０１６５】 電子制御膝アクチュエータ２１０は、通常、一対の回転可能な側方プレート２
１６、２１８及び電磁石２１４と機械的に連絡する概ね中央のコア２１２と、回
転可能な内側スプライン２２２と機械的に連絡する複数のブレードまたはロータ
２２０と、回転可能な外側スプライン２３２と機械的に連絡する複数のブレード
またはステータ２３０と、回転運動を一対の外側側壁またはフォーク２３６、２
３８に伝達する一対のボールベアリング２２６、２２８とを含む。回転は、実質
的に膝回転軸線２２４の周りにおいて行われる。

【０１６６】 複数のロータ２２０及びステータ２３０は、分散させ交互に並べることが好ま
しく、隣り合ったブレード２２０と２３０との間のギャップまたは微小ギャップ
には、磁気レオロジー（ＭＲ）流体の薄い潤滑膜が含まれ、従って、該磁気レオ
ロジー（ＭＲ）流体の薄い潤滑膜は、内側スプライン２２２と外側スプライン２
３２との間に形成された空洞または通路内に存在する。この好適な実施形態によ
って、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間の複数のギャップまたは
磁束界面においてＭＲ流体を剪断することによって、有利には幅広い動トルク範
囲を有する人工膝関節を制御でき信頼性のあるものとすることができる。

【０１６７】 好ましくは、端部をねじ切りしたロッド２４８及びナット２５０を使用して、
人工膝２１０の選択した部品を固定するので、最小限の締結具で簡単に組立及び
分解作業ができる。

【０１６８】 或いは、またはその上に、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一
つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払っ
て、必要な場合または望ましい場合に、他の種々のタイプの締結具、例えば、ネ
ジ、ピン、ロック、クランプ等を有効利用できる。

【０１６９】 好適な一実施形態において、人工膝ブレーキ２１０は、さらに屈曲止めシステ
ムまたはアセンブリを備える。屈曲止めシステムは、外側フォーク２３６、２３
８と外側スプライン２３２との間における回転を、よって膝関節の回転を物理的
に制限することによって、許容可能な最大屈曲角度を制御する。

【０１７０】 好適な一実施形態において、人工膝ブレーキ２１０は、さらに伸展止めシステ
ムまたはアセンブリを備える。伸展止めシステムは、外側フォーク２３６、２３
８と外側スプライン２３２との間における回転を、よって膝関節の回転を物理的
に制限することによって、許容可能な最大伸展角度を制御する。

【０１７１】 好適な一実施形態において、人工膝ブレーキ２１０は、さらに、制御トルクま
たは力を掛けて伸展するまで脚を圧迫または付勢することによって脚をまっすぐ
にすることに役立つ伸展補助部を備える。本技術において既知のように、バネに
より負荷を掛ける伸展補助部のようないくつかの装置のうち１つを本発明と関連
付けて使用可能である。

【０１７２】 好適な一実施形態において、人工膝ブレーキ２１０は、分散して交互に並べた
４０個のロータ２２０と４１個のステータ２３０とを備える。これによって、磁
気レオロジー（ＭＲ）流体が内部に存在する４０個の磁束界面または流体ギャッ
プが生じる。別の好適な実施形態において、ロータ２２０の数は、約１０から１
００個であり、ステータ２３０の数は、約１１から１０１個であり、その結果、
磁界の存在下でブレーキをかけるＭＲ流体とロータとの界面の数がロータの数の
２倍となる。さらに別の好適な実施形態において、ロータ２２０の数は、１から
１００個の範囲とする。さらに好適な実施形態において、ステータ２３０の数は
、１から１００個の範囲とする。他の好適な実施形態において、ロータ２２０、
ステータ２３０及び／または磁束界面の数は、幅広い動トルク範囲を得て、かつ
／または、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つまたはそれ以上
の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な場合ま
たは望ましい場合に、有効に別の数を選択可能である。

【０１７３】 有利な点として、引き起こされる降伏応力または粘性トルクは、ロータの数（
磁界の存在において制動トルクを生じるＭＲ流体とロータとの界面の数）の２倍
に増えるロータ−ステータの組同士の間において部分的に重なった面積に比例す
る。これによって、望ましくは、ロータ２２０及び／またはステータ２３０の数
を選択するか、かつ／または、隣り合ったロータ２２０及び／またはステータ２
３０間において部分的に重なるか接合する表面積を予め決定することにより、粘
性トルクまたは降伏応力を増減させ得る。別の利点は、これによって、径方向の
寸法及び横方向の寸法である、ＭＲ作動人工膝ブレーキ２１０の全体的な寸法に
ついて調節できることである。例えば、磁束界面の数及び剪断面の部分的に重な
る面積を適切に選択することにより同じ粘性トルク範囲を得ながら、全体的な膝
外形を径方向に大きくし横方向に細くしてもよい。

【０１７４】 全ＭＲ流体ギャップを飽和させるのに必要な電力はギャップの寸法により大き
く変化するので、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間のＭＲ流体ギ
ャップを最小限にすることが望ましい。従って、有利な点として、ギャップの寸
法を小さくすれば、ＭＲ作動ブレーキ２１０の効率が上がり電力消費が低減する
。

【０１７５】 好ましくは、磁界を掛けなくても隣り合ったロータとステータとの面同士の間
においてＭＲ流体を剪断することにより粘性制動力または粘性制動トルク成分の
みがもたらされるように、ＭＲ流体ギャップの寸法も選択する。すなわち、ゼロ
磁界の条件下ではロータ２２０とステータ２３０との間に摩擦トルク成分はない
。

【０１７６】 従って、好適な一実施形態において、ＭＲ流体を飽和させるために必要な電力
は、低減し、膝の可動範囲は、ＭＲ流体ギャップの寸法を最小限とすることによ
り大きくなる。本実施形態において、ゼロ磁界の条件下において隣り合ったロー
タとステータの面同士の間に垂直力が作用し摩擦によるこすれが生じる程多くは
ギャップを低減しない。ロータとステータとの間に摩擦がないことによって、膝
関節は自由に揺動し、これによって、さらに幅広い可動範囲が得られる。留意す
べきこととして、ゼロ磁界における粘性制動は、ずり速度が増すことで流体粘度
が低減する、ずり速度による減粘として知られる特性をＭＲ流体が示すので、流
体ギャップが減少することによりそれほど増加はしない。

【０１７７】 好適な一実施形態において、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間
におけるＭＲ流体のギャップの寸法または幅は、約４０ミクロン（μm）かまた
はそれを下回る。別の好適な実施形態において、隣り合ったロータ２２０とステ
ータ２３０との間のＭＲ流体のギャップの寸法または幅は、約１０μmから約１
００μmの範囲とする。他の好適な実施形態において、ＭＲ流体のギャップの寸
法は、幅広い動トルク範囲を有しエネルギー効率のよい人工膝アクチュエータ２
１０を提供し、かつ／または、ここに教示または示唆したような利益及び利点の
一つまたはそれ以上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払
って、必要な場合または望ましい場合に、別の有効な寸法かつ／または構成とす
ることができる。

【０１７８】 好適な実施形態の電子制御磁気レオロジー作動人工膝ブレーキは、高速で応答
性に優れた、膝の動きの制御を提供するが、肢切断患者に対してエラー強さがあ
りかつ入手可能である。該好適な実施形態によって、有利な点として、肢切断患
者は、改良された安定性、歩行バランス及びエネルギー効率を得られるとともに
、自然な膝関節についての力学が、シミュレートされかつ／または厳密に再現さ
れる。

【０１７９】 作動中において、電磁または磁気コイル２１４は、必要に応じて、選択のまた
は所定の電気信号、電圧または電流により作動して、複数のロータ及びステータ
の面に実質的に垂直方向に、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間の
ＭＲ流体または膜の中を通過する可変有効磁界を生じ、正確かつ精密に人工膝２
１０の回転動作を制御する可変制動トルク（または回転抵抗力）を生じる。上述
のように、好適な一実施形態によれば、トルクは、摩擦制動成分を含む。

【０１８０】 望ましくは、好適な実施形態のMR作動人工膝２１０によって、迅速で精確な応
答が得られる。MR粒子中の材料は、掛けられる磁界にミリ秒以内で応答し、これ
により、流体レオロジーおよび膝動作の即時制御が可能となる。これによって、
患者が安全にかつ／またはさらに自然に動き得ることが容易となる。

【０１８１】 有利な点として、粘性制動トルクは、ＭＲ流体を剪断することにより生じる。
従って、本発明のＭＲ作動人工膝２１０内における圧力の増加または変化はない
か無視できる。これによって、実質的に、流体の漏出や膝の故障はなくなるかま
たは低減し、よって安全性が増すことが望ましい。さらに、圧力ベアリングのよ
うなコストがかかりかつ／または比較的複雑な構成要素を、信頼性のある密閉を
行うために使用する必要はない。

【０１８２】 別の利点は、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間の複数の剪断面
または磁束界面が、トルク増幅器のように機能し、粘性トルクレベル（及び／ま
たは摩擦トルク）は、追加のトランスミッションまたは他の補助構成要素を使用
しなくても所望の最大値まで増加し得ることである。

【０１８３】 さらに、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間の部分的に重なる表
面積において選択の幅があることによって、得られる最大粘性トルク（及び／ま
たは摩擦トルク）を増減させることができる。従って、望ましくは、必要な場合
または望ましい場合、幅広い動トルクまたはねじり抵抗範囲を得ることができ、
実質的にシステムの大きさ、重量及び複雑さが増すことなく、本発明の融通性が
高まる。

【０１８４】 好適な一実施形態において、好適な実施形態の人工膝アクチュエータによって
、約４０ニュートンメートル（N-m）の最大動トルクを得られる。別の好適な実
施形態において、好適な実施形態の人工膝アクチュエータによって、約０．５N-
mから約４０N-mの範囲の動トルクが得られる。さらに別の好適な実施形態におい
て、好適な実施形態の人工膝アクチュエータによって、約１N-mから約５０N-mの
範囲の動トルクが得られる。他の好適な実施形態において、人工膝アクチュエー
タによって、ここに教示または示唆したような利益及び利点の一つまたはそれ以
上の利益及び利点を達成する目的に対してしかるべき考慮を払って、必要な場合
または望ましい場合に、有効な他の動トルク範囲が得られる。

【０１８５】 さらに有利な点として、隣り合ったロータ２２０とステータ２３０との間のＭ
Ｒ流体ギャップの薄さを最適化することによって、最大トルクが高まり、動トル
ク範囲が大きくなり、エネルギー消費は、好ましくは約１０ワットかそれ未満と
、少なくてすむ。これによって、好適な実施形態のＭＲ作動人工膝ブレーキ２１
０の効率と実用性とが高くなり、使用するワット数を少なくかつ／または使用す
る電源の複雑さを低減できるので、コストも削減される。

【０１８６】 本発明の構成要素及び技術を実用性についてある程度説明してきたが、本開示
の精神及び範囲から逸脱せずに上述の特定の設計、構造及び方法論において多く
の変更を行ってもよいことは明らかである。本発明が、例示目的でここに記載し
た実施形態に限定されないが、各要素に名称を与えたことに対して全範囲の均等
物を含んで、添付の請求項を公正に読むことによってのみ確定されることを理解
すべきである。

【図面の簡単な説明】

【図１】 立脚相及び遊脚相中における種々の肢位置を示した、標準的な１つの人間の移
動周期の概略図である。

【図２】 標準的な１つの歩行周期中における状態の遷移を示す膝の角度における変動の
概略をグラフ式に示したものである。

【図３】 一人の患者についての全歩行周期の割合と、生物学的膝角度及び機械動力との
関係を示す図である。

【図４】 電子制御人工膝を備えるとともに本発明の好適な一実施形態による特徴及び利
点を有した脛部義足アセンブリの概略図である。

【図５】 本発明の好適な一実施形態による特徴及び利点を有した、適合性を有する人工
膝システムの簡略化したブロック図を示す。

【図６】 図５の人工膝システム用の状態機械制御装置の好適な一実施形態の図であり、
一つの歩行または動作周期についての状態から状態への遷移状態を示す図である
。

【図７】 いくつかの一定の状態速度で動く非肢切断患者の前進速度と足の接地時間との
関係を示す図である。

【図８】 本発明の人工膝アクチュエータの好適な一実施形態の全構成の概略を図示する
、簡略化した概略図である。

【図９】 本発明の好適な一実施形態による特徴及び利点を有した、磁気レオオロジー作
動を行う人工膝ブレーキの詳細な拡大斜視図である。

【図１０】 図９の人工膝の断面図である。

【手続補正書】特許協力条約第１９条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１３年１０月１９日（２００１．１０．１９）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

【請求項３１】 前記メモリー内部には、前記衝撃力と最適な遊脚相伸展制 動との間において臨床上確定された関連性がさらに記憶されている請求項３０に 記載の人工膝。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１４年６月１２日（２００２．６．１２）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ， ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，Ｊ Ｐ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，Ｒ Ｏ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ， ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ウィルクンフェルド アリ アメリカ合衆国 02446 マサチューセッ ツ ブルックリン セント ポール スト リート 259 (72)発明者 ブレック オーラフ アメリカ合衆国 01908 マサチューセッ ツ ナハント スパウティング ホーン ロード ８ Ｆターム(参考） 4C097 AA07 BB06 TB12 【要約の続き】

Claims (25)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者が装着する人工膝の立脚相の制動を、適合性を伴って制
   御する方法であって、 身体の大きさの異なる患者の臨床上の検査において確定された検知データと立
   脚相の制動との間の相互の関連性を内部に記憶させたメモリーを前記人工膝内に
   備えるステップと、 患者が立ったり、歩いたりまたは走ったりする際において、前記人工膝に対し
   て局在するセンサーを用いて即時検知情報を検知するステップと、 前記相互の関連性に関連づけて即時検知情報を利用して、患者の特定の情報を
   前記人工膝において事前にプログラムする必要なく、患者に適切な立脚相制動を
   自動的に調節するステップと、 を含む、人工膝立脚相の制動の適合性を有した制御方法。
2. 【請求項２】 前記相互の関連性は、立脚相中における膝の動きを特徴づけ
   る請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 前記メモリーは、さらに、内部に記憶されたバイオメカニク
   ス上の情報を有する請求項１に記載の方法。
4. 【請求項４】 即時検知情報を検知する前記ステップは、軸方向力を測定す
   るステップを含む請求項１に記載の方法。
5. 【請求項５】 即時検知情報を検知する前記ステップは、モーメントを測定
   するステップを含む請求項１に記載の方法。
6. 【請求項６】 即時検知情報を検知する前記ステップは、膝角度を測定する
   ステップを含む請求項１に記載の方法。
7. 【請求項７】 患者が種々の移動速度で移動する際における、患者が装着し
   た人工膝の遊脚相の制動トルクを、適合性を伴って制御する方法であって、人工
   脚により前記人工膝に結合された人工足の地面との接触時間で、患者の移動速度
   を示し、前記方法は、 患者が種々の移動速度で歩行する際における１つの歩行周期の期間に渡って前
   記接触時間を連続して測定するステップと、 前記患者の移動速度に対応するタイムスロットにおいて、前記人工膝のメモリ
   ー内に前記接触時間を記憶するステップと、 制動が各タイムスロット内において収束するまで、目標となる最大屈曲角度範
   囲に達するように膝屈曲のために遊脚相の制動を反復調節するステップと、 伸展制動が各タイムスロット内において収束するまで、伸展する人工脚の、前
   記人工膝の人工ニーキャップに対する衝撃力を制御するように、膝伸展のために
   遊脚相の制動を反復調節するステップと、 収束した制動値を利用して、全移動速度において自動的に遊脚相の制動を制御
   するステップと、 を含む、適合性を伴った、人工膝の遊脚相の制動トルク制御方法。
8. 【請求項８】 膝角度を測定するステップをさらに含む請求項７に記載の方
   法。
9. 【請求項９】 センサーを使用して前記衝撃力を測定するステップをさらに
   含む請求項７に記載の方法。
10. 【請求項１０】 前記メモリーの内部には、前記衝撃力と最適な伸展制動と
    を関連づけて臨床上確定された関連性が記憶されている請求項７に記載の方法。
11. 【請求項１１】 所定の膝角度範囲内に膝の伸展制動を調節するステップを
    さらに含む請求項７に記載の方法。
12. 【請求項１２】 膝の伸展制動を行う膝角度範囲を調節するステップをさら
    に含む請求項７に記載の方法。
13. 【請求項１３】 肢切断患者の立脚相中における膝制動トルクの制御のため
    に適合性を有した人工膝であって、 命令信号に応答して可変制動トルクを提供する、制御可能な膝アクチュエータ
    と、 前記肢切断患者が支持面上において移動する際に前記人工膝にかかる力及びモ
    ーメントを測定するセンサーと、 メモリーを有し、前記膝アクチュエータに命令信号を送信し前記センサーから
    入力信号を受信するように適合された制御装置と、 を備え、 前記メモリーの内部には、身体の大きさが異なる患者の事前の臨床上の検査に
    おいて確定された検知データと立脚相制動との間における関連性が記憶され、そ
    れによって、前記制御装置は、前記センサーからの検知データを前記関連性と関
    連づけて利用して、前記肢切断患者の身体の大きさについての事前の種々の知識
    とは無関係に、立脚相中において前記膝アクチュエータにより得られる制動トル
    クを、適合性を伴って自動的に制御する、適合性を有した、立脚相中における膝
    制動トルク制御人工膝。
14. 【請求項１４】 前記膝アクチュエータは、磁気レオロジーブレーキを含む
    請求項１３に記載の人工膝。
15. 【請求項１５】 前記膝アクチュエータは、粘性トルクブレーキを含む請求
    項１３に記載の人工膝。
16. 【請求項１６】 前記膝アクチュエータは、空気式ブレーキを含む請求項１
    ３に記載の人工膝。
17. 【請求項１７】 前記膝アクチュエータは、乾燥摩擦式ブレーキを含む請求
    項１３に記載の人工膝。
18. 【請求項１８】 前記センサーは、複数のストレインゲージを含む請求項１
    ３に記載の人工膝。
19. 【請求項１９】 膝角度を測定するために角度検知ポテンショメータをさら
    に含む請求項１９に記載の人工膝。
20. 【請求項２０】 前記メモリー内部には、さらに、制動の調節の規準となる
    バイオメカニクス上の情報が記憶されている請求項１３に記載の人工膝。
21. 【請求項２１】 前記制御装置によりシステムエラーが検出された時に前記
    人工膝をデフォルトの安全モードにするための安全システムをさらに含む請求項
    １３に記載の人工膝。
22. 【請求項２２】 前記デフォルト安全モードの作動前に前記肢切断患者に警
    告する可聴警告トランスデューサをさらに含む請求項２１に記載の人工膝。
23. 【請求項２３】 前記デフォルト安全モードの作動前に前記肢切断患者に警
    告する振動トランスデューサをさらに含む請求項２１に記載の人工膝。
24. 【請求項２４】 前記膝アクチュエータ及び前記制御装置を収容するフレー
    ムをさらに含む請求項１３に記載の人工膝。
25. 【請求項２５】 請求項２４に記載の前記人工膝と、 前記人工膝と機械的に連絡するとともに肢切断患者の残肢を受け入れるように
    適合された断端ソケットと、 前記人工膝と機械的に連絡する人工脛部と、 前記人工脛部と機械的に連絡する人工足と、 を備える人工装具アセンブリ。