JP2023534427A - 義肢又は装具を制御する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、上部（１０）と、膝関節（１）を介して上部（１０）に接続され、上部（１０）に対して関節軸（１５）を中心に旋回可能に取り付けられた下部（２０）とを有する下肢の義肢又は装具を制御する方法に関し、上部（１０）と下部（２０）の間に調節可能な抵抗装置（４０）が配置され、抵抗装置によって、歩行時に初期踵接地後から立脚中期までの立脚初期及び立脚中期における屈曲抵抗（Ｒｆ）がセンサデータに基づいて変更され、初期踵接地後、屈曲抵抗（Ｒｆ）が、それ以上の屈曲が停止されるか、又は少なくとも減速される値まで増加し、屈曲抵抗増加の時間的推移及び／又は最大達成可能な屈曲角度（Ａｆ）が、地面傾斜又は克服されるべき高低差（ΔＨ）に依存して変更される。

Description

本発明は、上部と、膝関節を介して上部に接続され、上部に対して関節軸を中心に旋回可能に取り付けられた下部とを有する下肢の義肢又は装具を制御する方法であって、上部と下部の間に調節可能な抵抗装置が配置され、抵抗装置によって、歩行時に初期踵接地後から立脚中期までの立脚初期及び立脚中期における屈曲抵抗がセンサデータに基づいて変更される、方法に関する。

人工膝関節は、義肢及び装具、ならびに装具の特殊なケースとしての外骨格に使用される。人工膝関節は、関節軸、すなわち膝軸を中心に相対して旋回可能に取り付けられた上部と下部を有する。最も単純なケースでは、膝関節は、例えばボルト、又は旋回軸上に配置された２つの軸受箇所が個々の膝軸を形成する単軸膝関節として形成されている。下部と上部の間に固定された回転軸を形成するのではなく、滑り面又は転がり面、あるいは関節式に互いに接続された複数のリンクを有する膝関節も知られている。膝関節の運動特性に影響を及ぼすことができるように、かつ自然な歩行挙動に近い装具又は義肢若しくは外骨格の運動挙動を得るために、上部と下部の間に抵抗装置が設けられ、これによりそのときどきの抵抗を変更することができる。純粋に受動的な抵抗装置は、液圧ダンパ、空気圧ダンパ、又は磁気レオロジ効果に基づいて運動抵抗を変化させるダンパなどのパッシブダンパである。相応に相互接続することにより発電機又はエネルギー蓄積器として動作できる、例えばモータ又は他の駆動装置などの能動的な抵抗装置も存在する。

それぞれの膝関節、すなわち義肢関節又は装具膝関節は、それぞれの接続手段を用いて患者に固定される。義肢膝関節の場合、固定は通常、四肢の断端を収容する大腿ソケットを介して行われる。例えば、オッセオインテグレーション接続手段又はストラップ及び他の装置を介した代替の種類の固定も可能である。装具及び外骨格の場合、上部と下部が大腿及び下腿に直接固定される。それのために提供される固定装置は、例えばストラップ、カフ、シェル又はフレーム構造である。装具は、足又は靴を載せるための足部も有することができる。足部は、下部に関節式に取り付けることができる。

ＤＥ１０２０１３０１１０８０Ａ１は、上部と、上部に関節式に取り付けられた下部を有する下肢の整形外科技術関節装置を制御する方法に関するものであり、上部と下部の間に変換装置が配置され、この変換装置により、下部に対する上部の旋回中に、相対運動からの機械的仕事が変換され、少なくとも１つのエネルギー蓄積器に蓄積される。蓄積されたエネルギーは、運動の過程で上部と下部の旋回を支援するために、時間をずらして再び関節装置に供給される。相対運動の支援は、制御して行われる。変換装置に加えて、調節可能に形成された液圧ダンパ、又は空気圧ダンパの形態の別個のダンパを設けることができ、それにより歩行中、ダンパ装置により抵抗に対して屈曲方向と伸展方向の両方に影響を及ぼすことができる。

人工膝関節は、設計上最大達成可能な伸張で１８０°の膝角度を有し、過伸展、すなわち１８０°より大きい後方側の角度は、通常予定されていない。上部に対する下部の後方への旋回は膝屈曲と呼ばれ、前方への、又は前への方向の旋回は伸展と呼ばれる。初期接地時、立脚相の開始時の遊脚相の最後に足が床に着地する。その場合、平地歩行時には、大抵の場合、いわゆる踵着地が生じ、そのとき足はまず踵で着地する。踵着地時、人工膝関節が伸ばされた、まっすぐな姿勢のままであると、これが骨盤への直接的な力の伝達につながり、そのことが一方で不快であり、他方で自然な歩行パターンに反する。したがって、義肢又は装具において、普通の平地歩行と同様に、踵着地後に膝関節が関節軸を中心に、場合によっては抵抗装置による抵抗力に逆らって屈曲する、いわゆる立脚相屈曲が可能にされる。

ＷＯ２０１５／０１０１４１７Ａ１から、は、４節リンクシステムを介して旋回可能に互いに取り付けられた上部と下部を有する義肢膝関節が知られている。このリンクシステムは、立脚相屈曲中にばね力に逆らって当初位置から旋回できるように下部に取り付けられ、ばね力の作用線は、リンクシステムの屈曲に対抗作用するモーメントが提供されるようにアライメントされている。

ＤＥ１０２０１３０１１０８０Ａ１ ＷＯ２０１５／０１０１４１７Ａ１

これまでの制御方法では、立脚相の屈曲抵抗が永続的に設定されるため、逸脱した歩行状況では快適な歩行挙動を提供することが困難になる可能性があるということが問題である。

したがって、本発明の課題は、人工膝関節を用いる利用者の改善された歩行挙動を簡単に達成できるようにする下肢の義肢又は装具を制御する方法を提供することである。

本発明によれば、上記課題は、主請求項の特徴を有する方法によって解決される。本発明の有利な実施形態及び発展形態は、従属請求項、以下の説明、及び図に開示されている。

上部と、膝関節を介して上部に接続され、上部に対して関節軸を中心に旋回可能に取り付けられた下部とを有する下肢の義肢又は装具を制御する方法であって、上部と下部の間に調節可能な抵抗装置が配置され、抵抗装置によって、歩行時に、初期踵接地後から立脚中期までの立脚初期及び立脚中期における屈曲抵抗がセンサデータに基づいて変更される、方法は、初期踵接地後、屈曲抵抗が、それ以上の屈曲が停止されるか、又は少なくとも減速される値まで増加し、屈曲抵抗増加の時間的推移及び／又は達成可能な最大屈曲角度が、地面傾斜又は克服されるべき高低差に依存して変更されることを企図する。克服されるべき高低差は、人工膝関節の利用者の義足又は足部又は足の、立脚相にある患者の対側の足又は足部に対する高さ、あるいは歩行時の義足、装具足部、又は足の直前の立脚相のレベルに対する高低差である。一般的な移動は、平地歩行の他に、斜面路を上り下りする斜面路歩行、及び階段歩行を含み、特に階段下りは、斜面路を下りることとは区別される。初期踵接地後の最大可能な立脚相屈曲を、調整可能な角度に制限することが企図される。力が利用者の骨盤に直接伝達されることを回避するために、初期踵接地後の立脚相屈曲が可能にされる。その場合、目標角度に達するか、又は少なくともそれを超えない角度まで、膝屈曲角度に依存して屈曲減衰が増加する。立脚相において目標角度に達すると、それ以上の屈曲は停止される。それまでは、膝関節の後側の膝角度の減少に表れる屈曲角度又は膝屈曲角度が増大すると増加し、それにより、最大許容目標角度まで引き続き立脚相屈曲をもたらすことのない負荷及び屈曲モーメントで屈曲運動の停止は行われない。その場合、屈曲抵抗増加の時間的推移及び／又は最大達成可能な屈曲角度は、地面傾斜に依存して、あるいは階段を上りの歩行状況では高低差が克服されるべき場合に変更される。これにより、利用者は立脚相の間、過度な立脚相屈曲により立脚相に完全に伸ばせないという危険を冒すことなしに、膝曲げ又は屈曲を行うことができることが可能である。手間のかかる断端の点検や、まだ残っている筋肉を意識的に使う必要がなくなる。このことは、装着者に、特に低速で、非常にリラックスした、かつ省力的な歩行を可能にする。

本発明の一発展形態は、最大達成可能な屈曲角度、及び／又は最大屈曲抵抗が達成される屈曲角度は、地面の下り傾斜が増すにつれて拡大されることを企図する。下り歩行時、装着側で踏み出す場合に、立脚相屈曲によって体重を支える必要がある。これは、地面の下り傾斜が増すにつれて、すなわち下りがより急峻になると、最大達成可能な屈曲角度が拡大されることによって容易になり、それによって十分な可撓性を提供するためのより長い経路と、運動エネルギーを熱又は電気エネルギーに、あるいは他のエネルギー蓄積体へ変換するためのより長い経路とが提供される。さらに、地面の下り傾斜が増すになるにつれて、さらなる屈曲と最大達成可能な屈曲角度の拡大を可能にするために最大屈曲抵抗を減少させることができる。このような比較的大きい屈曲角度は、傾斜が急峻な地面での歩行の他に、いわゆる制動過程、又は階段下りの場合にも生じる可能性がある。最大達成可能な屈曲角度又は最大屈曲抵抗に達すると、目標角度に達した後又は屈曲停止に達する直前にそれ以上の膝曲げが阻止されるか、若しくは困難になるため、膝角度の時間的推移において、程度の差があるにせよプラトー（Plateau）が生じる。

屈曲停止又は増加した屈曲抵抗がプラトー相で定義された期間にわたって維持され、続いて屈曲抵抗を減少させることができる。それに続く、例えば空間における上部、下部、又は上部と下部との間の接続線の方向合わせを達成することによっても設定できる定義された期間にわたる屈曲抵抗の減少によって、屈曲減衰が、例えば立脚相減衰の初期レベルまで再び下げられる。その場合、上部に生成される傾動モーメントを可能な限り少なくするために、屈曲減衰が、有利には漸進的に低減され、その際、低減の期間が地面傾斜、又は空間における成分の互いの向きに依存し得る。

下部における最大横方向力の程度が地面傾斜に依存した限界値を上回る、及び／又は脚弦が地面傾斜に依存した前傾を上回る、ならびに／あるいは腰部モーメントの程度が限界値を先ず上回り、その後下回る場合、屈曲停止、及び最大立脚相屈曲角度到達後、あるいは屈曲抵抗増加、及びこの抵抗で達成可能な立脚相屈曲角度の到達後に、屈曲抵抗を減少させることができる。下部内、例えば下腿パイプや下腿副木における横方向力の程度は、瞬時歩行相の考えられる指標である。この程度は、横方向力自体であってもよいが、横方向力に依存して定められてもよく、例えば既知の、又は装具又は義肢におけるセンサにより検知された体重に関連して定められてもよい。横方向力又は横方向力の程度が、地面傾斜に依存した最大値を超える場合、屈曲抵抗の低減を開始することができる。その場合、横方向力は、下部の長手方向延在に対して垂直に作用する力成分であり、垂直に立ち、完全に伸ばされた脚では、横方向力は矢状面上で前後方向に延びる。横方向力値は、横方向力センサにより直接測定することができ、それは本発明のこの変形形態において、方法を実行するために必要とされる唯一の力センサである。

代替的又は追加的に、脚弦が地面傾斜に依存した前傾を超える場合、屈曲停止及び最大立脚相屈曲角度到達後、あるいは屈曲抵抗増加及びそれにより可能な屈曲角度の到達後に屈曲抵抗を再び減少させることができる。上部と下部、若しくは下部に続く部材における２つの定義された点間の接続線が脚弦とみなされる。好ましい一実施形態は、股回転中心と足点との間の接続線が脚弦として使用されることを企図する。義肢膝関節を使用する場合、股回転中心は、整形外科技術者によって確認され、関節軸又は膝軸と股回転中心との隔たりとして定義される大腿又は上部のセグメント長を決定する。下部のセグメント長は、膝軸と足点との隔たりにより定義される。例えば足の中心、ローリング運動の瞬時極、足部、義足の足底レベル又は床上の下腿の垂直線の終点を足点として定義することができ、他の床に近い点も足点を定義するのに適している。装具又は外骨格では、まだ残っている健常足を載せるために足部が必要でないため、床から関節軸までの隔たりも使用できる。脚弦の位置及び／又は長さは、脚の向きと運動の進行に関する情報を確実に提供する。脚弦は、既知のセグメント長と組み合わせた複数の絶対角度センサ、１つの絶対角度センサ、１つの膝角度センサにより算出するか、又は推定することができる。脚弦が地面に対する前傾を超えると、そのことから、スイングと遊脚相の開始とを達成できるようにするために屈曲停止を解除すること、又は屈曲抵抗を引き続き減少させることを可能にする運動の進行を推測できる。地面傾斜に依存した前傾を超えることで、立脚中期及び立脚中期の終了も検出される。地面傾斜は、例えば踝関節において検知された角度から求めることができる。しかし地面傾斜を、別の方法で算定することもできる。

代替的又は追加的に、腰部モーメントの程度が限界値を先ず上回り、その後再び下回る場合、屈曲停止、及び最大立脚相屈曲角度到達後、あるいは屈曲抵抗増加、及びこの抵抗で達成可能な立脚相屈曲角度到達後に屈曲抵抗を減少させることができる。１つの立脚相において上回ったり下回ったりする。例えば急峻な斜面路上りの場合、まず、高い腰部モーメントが生じ、歩みの次の過程でこれが低下するので、立脚相における高い、屈曲する腰部モーメントの発生は、地面傾斜の指標である。階段上りの場合も同じことが言える。股関節伸展モーメントが検出された場合、これは斜面路上りの指標である。伸展する腰部モーメントは、立脚相の歩みの過程で減少するため、限界値を最初に上回り、次に下回る場合、地面傾斜を推測することができ、それに対応して屈曲抵抗が適合される。腰部モーメントは、膝モーメントにより、及び既知の幾何学的関係により、空間における上部の向きにより、又は空間における下部の向きから、及び膝角度から算出することができる。腰部モーメントの程度として、腰部モーメントそれ自体の他に、それに関連する量、例えば上部の空間位置及び／又は体重に依存して求められる値又は数値なども使用することができる。

横方向力を直接測定する代わりに、踝モーメントと膝モーメントの横方向力成分の差から横方向力の程度を算定することが可能である。それに加えて人工膝関節の利用者の体重をさらに考慮した場合、制御及び屈曲抵抗を、特に個別に適合させることができる。

屈曲抵抗は、増加した後、予め定められた膝屈曲角度を超えると、再び減少することができ、この減少は停止レベルより低いレベルまで減少する。減少は、例えば初期立脚相の減衰レベルまで低減され得るが、その場合、屈曲減衰の増加の規模が地面傾斜に依存するため、特に比較的急峻な斜面路では膝屈曲角度を超過する可能性がある。

横方向力に依存した屈曲抵抗の減少は、特に制動過程、特に平地での制動過程、ならびに斜面路又は階段下りの場合に重要である。斜面路傾斜に依存した脚弦角度、又は斜面路の傾斜に依存した脚弦の前傾は、特に平坦な斜面路又は中程度の勾配の斜面路では、過度に大きい股伸展を回避するため、及び膝関節の適時の屈曲を可能にするために決定的に重要である。

地面傾斜は、先行する遊脚相で進んだ膝関節、特に足裏近くの基準点の垂直及び／又は水平距離から、あるいは先行する遊脚相で進んだ膝関節、しかし特に足裏近くの基準点の垂直及び水平距離から経路計算基準として算出することができる。このために、例えば慣性測定ユニットのセンサ信号が定義された期間にわたって評価及び積分される。そこから、地面傾斜の計算のために利用できる速度と進んだ距離が求められる。地面傾斜は、進んだ水平距離に対する進んだ垂直距離の比率である。その場合、足裏近くの点が進んだ経路、すなわち基準点が進んだ経路を計算しなければならない。このために、下部又は下腿部の位置が積分の開始時と終了時に検知され、幾何学的量と単純化された角度関数により、慣性測定ユニット又はＩＭＵに対する基準点又は足の進んだ距離が計算される。

制御されるべき立脚相の開始は、軸力衝撃、底屈加速度、及び／又は踝モーメントをもとにして決定することができる。足部又は下部における純粋な軸力センサにより、足がいつ着地するかを検知することができる。無力相又は無軸力相の後、軸力成分の自発的な上昇が検出され、立脚相の開始の説得力のある指標として用いられる。関節式足部又は下部に関節式に取り付けられた義足である場合、力センサなしに底屈加速度を算定することができる。同様に、足底屈曲の方向に作用する踝モーメントを算定することができ、これを、足底屈曲を引き起こす無モーメント相の後、制御されるべき立脚相の開始点として利用することができる。

本発明の一変形形態は、地面傾斜が、屈曲角度と、上部又は下部の絶対角度の評価から、あるいは上部及び下部の２つの絶対角度の評価から運動学的基準として算出されることを企図する。膝の角度の推移が検出され、上部又は下部の絶対角度と共に検知される。これに代えて、上部と下部の絶対角度が運動学的基準として使用され、そこから地面傾斜が算出される。踏み出し、又は初期踵接地後、地面傾斜に依存して、下部の傾斜と膝関節との間に異なる接線勾配が生じ、それぞれの接線勾配を知った上で、それぞれの地面傾斜を推測することができる。このために、歩行中の空間における膝の角速度と下部角速度を算定することができる。そこから、２ つの角速度の商が算出され、角速度の商の変化をもとにして地面傾斜が算定される。

そのような運動学的基準又は運動学的量に基づく地面傾斜の計算は、進んだ垂直及び／又は水平距離を算出することによる経路計算基準と一緒に使用することができ、それぞれの基準を重み付けして使用することが可能である。下腿と大腿の動きから算出された傾斜と、ＩＭＵの信号からの経路計算データに基づいて算出された傾斜とを等しく重み付けして考慮することの他に、例えば、運動学的基準の重み付けを少なくするか、あるいは特定の状況又は歩行状況においてのみ追加の決定量又は誤り回避措置として用いることができる。例えば、階段下りの場合の危険な状況では、経路計算基準に加えて、膝関節の意図しない停止又は解放を回避するために運動学的基準を用いることができる。

さらなる制御量として、義肢又は装具に対する床反力ベクトルの位置及び／又は向きを使用することができる。同様に、縁での足部のローリングの認識が減衰増加を阻止するか、又は高抵抗をさらに低減することが可能であり、そのことが、特に階段下りの場合の装着脚のローリング動作時に有利である。経路計算基準のための進んだ距離は、特に先行する立脚相の終了時と制御されるべき立脚相の開始時の下部のＩＭＵ値から計算され、その場合、それぞれの基準点との装具又は義肢におけるＩＭＵの位置と、立脚相の最後の、すなわちトーオフ時、初期踵接地又はヒールストライク時の空間位置とが既知である。地面傾斜を決定するために経路計算基準と運動学的基準の両方を個別に使用することができ、それぞれのセンサ信号の選択性も基準又は別の基準を適用するためのファクタであり得る。

経路積分の開始点と終了点は、ステート マシンにより決定でき、さまざまなセンサ信号がさまざまな事象に応じて監視される。このような事象は、例えば階段の段縁での負荷がかかるローリングであり、そのことは、同時に少なくとも下部又は脚弦が前傾する場合の軸力を検出することにより認識することができる。同様に、装具又は義肢の負荷がかかるローリング又は持ち上げ、ならびに装具又は義肢の再負荷が経路積分の開始点及び終了点の決定的な目印として用いることができる。

以下、本発明の実施例を添付の図をもとにして詳しく説明する。

義肢脚の模式図である。 脚弦の図である。 歩行時の高低差の定義を示す図である。 屈曲角度及び屈曲抵抗の傾斜に依存した調整を示す図である。 地面が傾斜する場合の屈曲角度及び屈曲抵抗の推移を示す図である。 地面傾斜が異なる場合の屈曲角度及び屈曲抵抗の別の推移を示す図である。 地面傾斜が異なる場合の屈曲角度及び屈曲抵抗のさらに別の推移の図である。 地面傾斜が異なる場合の屈曲角とロール角を示す図である。 地面傾斜が異なる場合の運動学的基準を示す図である。 斜面路を下りるときの幾何学的基準を示す図である。 装具の図である。

図１は、義肢脚に適用された人工膝関節１の模式図を示す。義肢脚に適用する代わりに、相応に形成された人工膝関節１を装具又は外骨格に使用することもできる。次に、健常関節を置き換える代わりに、それぞれの人工膝関節が、健常関節の内側及び／又は外側に配置される。図示される実施例では、人工膝関節１は、前方、又は歩行方向に位置する側、又は前側１１と、前方側１１の向かい側に位置する後方側１２を有する上部１０を備える義肢膝関節の形態で形成されている。下部２０は、旋回軸１５を中心に旋回可能に上部１０に取り付けられている。下部２０も、前方側２１又は前側と、後方側２２又は後側とを有する。図示される実施例では、膝関節１は単中心膝関節として形成されているが、基本的に、多中心膝関節を相応に制御することも可能である。下部２０の遠位端には足部３０が配置され、足部は、固定足部３０として不動の足関節と接続できるが、自然な運動シーケンスに近づけた運動シーケンスを可能にするために旋回軸３５を用いて下部と接続することもできる。

膝角度ＫＡは、上部１０の後方側１２と下部２０の後方側２２との間で測定される。膝角度ＫＡは、旋回軸１５の領域に配置することができる膝角度センサ２５により直接測定することができる。膝角度センサ２５は、関節軸１５の周りの膝モーメントを検出するために、モーメントセンサに結合することができるか、又はそのようなモーメントセンサを有することができる。慣性角度センサ又はＩＭＵ５１が上部１０に配置され、このセンサは、例えば垂直下方を指す重力Ｇなどの一定の力方向に対する上部１０の空間位置を測定する。義肢脚の使用中に下部の空間位置を検知するために、慣性角度センサ又はＩＭＵ５３も下部２０に配置されている。

慣性角センサ５３に加えて、加速度センサ及び／又は横方向力センサ５３を下部２０又は足部３０に配置することができる。下部２０に作用する軸力ＦＡ又は踝関節軸３５の周りに作用する踝モーメントは、下部２０又は足部３０における力センサ又はモーメントセンサ５４により検知することができる。

上部１０に相対する下部２０の旋回運動に影響を及ぼすために、上部１０と下部２０との間に抵抗装置４０が配置されている。抵抗装置４０は、パッシブダンパとして、駆動装置として、又は、運動エネルギーを蓄積し、運動を制動するため、又は支援するために後の時点で的確に再び放出することを可能にする、いわゆるセミアクティブアクチュエータ４０として形成され得る。抵抗装置４０を線形又は回転抵抗装置として形成することができる。抵抗装置４０は、例えば有線で、又はワイヤレス接続により制御装置６０と接続され、制御装置もまたセンサ２５、５１、５２、５３、５４のうちの少なくとも１つと結合されている。制御装置６０は、センサにより伝送される信号をプロセッサ、計算ユニット、又はコンピュータにより電子的に処理する。制御装置は、電気エネルギー供給部と少なくとも１つの記憶ユニットを有し、記憶ユニットにはプログラムとデータが記憶され、かつデータを処理するための主記憶装置が格納されている。センサデータの処理後、抵抗装置４０が作動又は作動停止される作動又は作動停止コマンドが出力される。抵抗装置４０のアクチュエータを作動させることによって、例えば、弁を開閉することができ、又は減衰挙動を変更するために磁場を生成することができる。

義肢膝関節１の上部１０には、大腿断端を収容するために用いられる義肢ソケットが取り付けられている。義脚は大腿断端を介して股関節１６に接続される。上部１０の前方側で腰部角度ＨＡが測定され、この腰部角度は、股関節１６と身体の長手方向延在とを通る垂直線、及び股関節１６と膝関節軸１５との間の接続線の間で前方側１１に提供される。大腿断端が持ち上げられ、股関節１６が屈曲すると、例えば座る場合などに腰部角度ＨＡが減少する。逆に、腰部角度ＨＡは、伸展時、例えば立ち上がるか、又はそれに類する運動シーケンスの場合に増加する。

平地歩行時の歩行周期中、足部３０はまず踵で着地し、踵又は足部３０の最初の接地はヒールストライクと呼ばれる。続いて、足部３０が床に完全に着地するまで底屈が行われ、その際、通常、下部１０の長手方向延在は、踝関節軸３５を通って延びる垂直線の後ろにある。次いで、平地歩行中、体の重心が前方に移動し、下部２０が前方に旋回し、踝角度ＡＡが減少し、つま先荷重が増加する。床反力ベクトルが踵から前方につま先まで移動する。立脚相の終了時に、つま先離地、又はいわゆるトーオフが行われ、その後、遊脚相が続き、平地歩行時、この遊脚相において、足部３０が膝角度ＫＡの減少下で重心、又は同側の股関節の後ろに移動され、次いで、最小膝角度ＫＡに達した後、前方へ回転され、次いで、通常、最大に伸ばされた膝関節１で再び踵接地に達する。したがって、立脚相中に力導入点ＰＦが踵からつま先まで移動し、これは図１に模式的に示されている。

図２において、同側の装着脚、及び対側の非装着脚の脚腱７０の定義が行われる。脚弦は股回転中心１６を通り、踝関節３５への線を形成する。図２から見て取れるように、脚弦の長さ及び脚弦７０の向きφ_Ｌは、運動時に、特に異なった勾配の場合も変化する。克服されるべき高低差ΔＨは、脚弦７０の長さ及び／又は向きの変化の推移により推定及び予測又は検知することができる。次に、そこから、それぞれの制御コマンドが導出される。垂直線としての重力方向Ｇ及び対側の脚弦φ_Ｌｋに相対する同側の脚弦φ_Ｌｉのそれぞれの向きがそれぞれ記入されている。

図３をもとにして、対側の非装着脚と装着脚の同側の足部３０との間の歩高を定義することができる。例えば、隔たりＨ_１は、床から立脚の高さの股の特徴のある点、例えば股関節１６又は大転子まで設定され、隔たりＨ_２は、先行側、図示される例では装着側の床と股関節１６又は大転子との間の隔たりである。その場合、高低差ΔＨは、Ｈ_１とＨ_２の差から求められる。高低差ΔＨの定義は、斜面路歩行にも適用される。

図４において、屈曲抵抗Ｒｆ及び屈曲角度Ａｆの異なる設定値の図が示される。屈曲抵抗Ｒｆ及び屈曲角度Ａｆは、それぞれ最大値として設定されている。最大屈曲減衰又は最大屈曲抵抗Ｒｆは、斜面路上り、平地歩行、及び平坦斜面路ではほぼ一定のままである。最大屈曲抵抗は、斜面路の下方傾斜が増加して初めて、例えば５％減少する。階段下りの状況では、最大屈曲抵抗Ｒｆは、はるかに低いレベル、特に平地歩行の立脚相減衰のレベルまで減少する。最大屈曲角度Ａｆは、地面傾斜にも依存して変化する。斜面路上りと平地歩行は、立脚相において同じ最大屈曲角度Ａｆで行われる。最大達成可能な屈曲角度Ａｆは、地面傾斜に依存して、急峻な斜面路での歩行及び階段下りのために設定された最大値まで増大する。このような立脚相制御は、地面傾斜に依存して立脚初期及び立脚中期の間、屈曲抵抗Ｒｆを適合させ、それにより立脚相の範囲内の最大屈曲角度も制限する。最大可能な屈曲角度Ａｆが設定可能であり、限界値は、屈曲抵抗Ｒｆを変更することによりもたらされる。地面傾斜に依存して、屈曲抵抗Ｒｆがそれ以上の膝曲げ又は膝屈曲が不可能な高い値を有する最大目標値が予め定められる。地面傾斜に依存した最大屈曲角度Ａｆに達すると、それ以上の屈曲が阻止されるので、さらなる運動過程において、すなわち平地歩行、斜面路歩行、又は階段上り時に、それぞれ異なる膝角度プラトーが形成される。屈曲角度の拡大が必要であると認識された場合、例えば、中程度又は急峻な斜面路での歩行時、あるいは階段上り時に屈曲抵抗Ｒｆが減少し、それによりプラトーなしの屈曲角度Ａｆの拡大も可能である。例えば、階段上りの場合、屈曲抵抗Ｒｆが立脚相減衰レベルまで低減される。

図５ａ～図５ｃにおいて、地面の異なる傾斜に対する屈曲角度Ａｆ及び屈曲抵抗Ｒｆの時間的推移が示される。図５ａの左の図示は平地歩行を示し、図５ｂの中央の図示は、平坦斜面路歩行についての２つの特性量の推移を示し、図５ｃの右の図示は、中程度の傾斜の斜面路歩行時の特性量の推移を示す。図５ａの図示では、最初の接地後、まず膝屈曲がもたらされ、それにより屈曲角度ＡＦが上昇する。図５ａの左側３分の１において、屈曲抵抗Ｒｆの上昇と共に、それ以上の屈曲が禁止され、それにより屈曲抵抗Ｒｆと屈曲角度Ａｆの両方にプラトーが生じることが明らかになる。さらなる前進の過程で、ローリング後に、屈曲角度Ａｆが減少する。続いて、遊脚相において十分に大きい屈曲角度Ａｆを達成できるようにするために、立脚相の最後にさらなる屈曲を可能にするべく、屈曲抵抗Ｒｆが特定の限界値から減少する。

図５ｂにおいて、平坦斜面路歩行が示される。この場合も、ヒールストライクの後に、屈曲角度Ａｆがそれ以上屈曲及び増大できなくなるまで屈曲抵抗Ｒｆが増加する。図５ａの場合とは異なり、図５ｂの線図の最初の３分の１におけるプラトー段階に伸展ではなく、膝関節が屈曲するローリングが続く。このような運動過程は、平坦斜面路下りに典型的である。屈曲抵抗Ｒｆは、定義された期間後に低減される。この期間は、例えば、ヒールストライク及び通常の歩行速度の後に、足部によって完全な着地が達成されるように量定することができる。屈曲を開始するために、立脚相の持続時間の、したがってさらに屈曲抵抗Ｒｆの第１の低下の統計的データを使用することができる。屈曲抵抗Ｒｆが低下し、それによりさらなる屈曲と、屈曲角度Ａｆの増大を行うことができる。この場合も遊脚相が可能にされ、屈曲抵抗Ｒｆは最小値まで低減される。

図５ｃは、比較的急峻な地面での特性量の推移を示し、屈曲抵抗Ｒｆの増加後のプラトー段階が非常に短く、スイング及び遊脚相の開始のための屈曲抵抗Ｒｆの減少は、図５ｂでのように、可能な限り遅い時点に行われ、それにより特に下り歩行で十分な安定性が得られる。膝角度Ａｆの推移におけるそれぞれの平坦部は、屈曲抵抗Ｒｆの増加に基づく初期の膝屈曲の減速を伴う。それによって、対側、すなわち非装着側がスイングした場合に、地上高がより多く生成される。それによって、対側の不必要な補償運動を回避することができる。特に重要なのは、ヒールストライク又は初期踵接地と、新たな伸展運動との間の、又はローリング運動時の屈曲抵抗Ｒｆの推移である。

図６において、地面傾斜が異なる場合の３つの線図が示され、上の図示は平地歩行に関するものであり、中央の図示は斜面路下りに関するものであり、下の図示は階段下りに関するものである。それぞれ左側のグラフには屈曲角度Ａｆの推移、及び下部の傾斜角度又はロール角度Ａｓが示されている。それぞれ右側のグラフには、ロール角度ＡｓがＸ成分として、屈曲角度ＡｆがＹ成分としてプロットされている。それぞれの踵接地は、丸印が付されている。踵接地を出発点として、線図は、それぞれ特徴的な曲線形状を有する閉じた二次元曲線を描く。曲線形状の接線勾配は、例えば一定の離散時間などの選択された時点に計算される。そのために、屈曲角速度とロール角速度の比率が継続的に計算される。計算された比率は、場合によってはローパスフィルタにより平滑化され、初期踵接地による過度に大きい信号干渉を回避するために、踵接地又はヒールストライクの直後に初めてフィルタがオンにされるか、又は初期化される。踵着地から立脚相の屈曲開始を経て、計算されフィルタ処理された値が、定義された支点を用いて補間関数により対応する斜面路の傾斜に割り当てられる。図６の図から見て取れるように、傾斜が異なる歩行状況ごとに異なる接線勾配が曲線に現れ、それにより、この接線勾配を、地面傾斜を決定するため、及び地面傾斜に依存して屈曲抵抗の対応する変更を設定するために用いることができる。

図７において、運動学的基準の評価、すなわち下部の屈曲角度Ａｆ及びロール角Ａｓの評価の３つの図表が示される。上のグラフは平地歩行を示し、中央のグラフは平坦斜面路歩行を示し、下の図示は急峻斜面路歩行を表す。屈曲角度Ａｆの曲線形状は、図５ａ～図５ｃの屈曲角度の形状に実質的に相当する。実線の屈曲抵抗Ｒｆのそれぞれの推移、破線は時間をずらした実際の実測値である。上図では、運動学的基準Ｋｋが一貫して値２に設定され、これは平地歩行に相当する。値１は中程度の斜面路での歩行に相当し、値０は急峻斜面路又は階段歩行に相当する。上図では、平地歩行の運動学的基準Ｋｋが一貫して正確な値を示し、それに対応して適合させた、屈曲角度Ａｆの顕著なプラトー段階を伴う立脚相屈曲の屈曲抵抗Ｒｆの制御が提供される。中央のグラフでは、運動学的基準Ｋｋの値が約１．６に低下し、これは平坦斜面路上歩行に相当する。屈曲抵抗Ｒｆの値が増加すると直ちに、自己強化プロセスが開始し、これは運動学的基準Ｋｋを平地歩行の方向に再び上昇させる。したがって、踵接地後に達した運動学的基準Ｋｋの最小値は、屈曲抵抗Ｒｆの制御にとって決定的に重要である。この事例では、これによって平地歩行の場合よりもかなり大きな屈曲角度Ａｆで停止するまで屈曲抵抗Ｒｆが上昇する。

図７の下図では、階段での歩行と同等の非常に急峻な斜面路での歩行時に運動学的基準Ｋｋがどのように急速に値０に低下するかを認識できる。これにより、屈曲抵抗Ｒｆの増加が回避され、それにより膝のさらなる屈曲及び屈曲角度Ａｆの増大がプラトー相なしで可能である。したがって、それぞれの歩行される地面又はそれぞれの認識された歩行状況は、屈曲抵抗Ｒｆの著しく異なった変化をもたらす。

図８において、経路計算基準が示され、これは定義された期間にわたるＩＭＵのセンサ信号に基づいて算定される。その場合、膝関節１又は下部２０の加速度は、前方向及び上方向に積分される。上方向は重力方向とは逆方向であり、前方向は矢状面上の後方から前方への前進運動である。それぞれの速度は時間に対する単純な積分によって求められ、それぞれ垂直方向及び水平方向に進んだ距離は、ＩＭＵの値の時間に対する２重積分によって求められる。図８において、進んだ水平距離ΔＶが示され、進んだ垂直距離は、ΔＨにより示される。垂直方向の速度はＶｖで表され、水平方向の速度はＶｈで表される。図８において、下り斜面路歩行が示される。地面の全体的な傾斜は、進んだ垂直距離ΔＨに対する進んだ水平距離ΔＶの比率として定義され、それぞれ足裏近くにおける進んだ距離が計算される。そのために、積分の開始時と終了時に下部２の位置が検知され、下部長さ、下部２０又は上部１０におけるＩＭＵの位置、ならびに膝角度といった既知の幾何学的量によりそれぞれのＩＭＵに対する足の進んだ距離を計算することができる。距離計算基準を用いても、それぞれの地面傾斜を比較的良好な分解能で認識することが可能である。その場合、距離基準により算定された地面の全体的な傾斜の値を、屈曲抵抗Ｒｆを設定するための制御パラメータとして使用することができる。

図９において、上部１０と、旋回軸１５を中心に旋回可能に上部に取り付けられた下部２０とを有する装具の一実施例が模式図で示され、これを用いても方法を実行することができる。それによって、上部１０と下部２０との間に人工膝関節１が形成され、これは図示された実施例では健常膝関節に対して横方向に配置される。脚に対して上部１０と下部２０を片側に配置することの他に、２つの上部と下部を健常脚の内側と外側に配置することもできる。下部２０は、その遠位端に、踝関節軸３５を中心に下部２０に対して旋回可能に取り付けられた足部３０を有する。足部３０は、足や靴を載せることができるフットプレートを有することができる。下肢２０と上部１０の両方に下腿若しくは大腿に固定するための固定装置が配置される。足部３０に足を固定するための装置も、足部３０に配置することができる。固定装置は、装具を利用者の脚に着脱可能に装着し、破壊することなく再度取り外すことができるように、留め金、ベルト、締め金、又はそれに類するものとして形成することができる。上部１０に抵抗装置４０が取り付けられ、これは下部２０及び上部１０に支持され、旋回軸１５を中心に旋回しないように調整可能な抵抗を提供する。したがって、義肢の実施例との関連で上述したセンサ及び制御装置は、装具にも設けられている。

Claims (14)

1. 上部（１０）と、膝関節（１）を介して前記上部（１０）に接続され、前記上部（１０）に対して関節軸（１５）を中心に旋回可能に取り付けられた下部（２０）とを有する下肢の義肢又は装具を制御する方法であって、前記上部（１０）と前記下部（２０）の間に調節可能な抵抗装置（４０）が配置され、前記抵抗装置によって、歩行時に初期踵接地後から立脚中期までの立脚初期及び立脚中期における屈曲抵抗（Ｒｆ）がセンサデータに基づいて変更される、方法において、前記初期踵接地後、前記屈曲抵抗（Ｒｆ）が、それ以上の屈曲が停止されるか、又は少なくとも減速される値まで増加し、前記屈曲抵抗増加の時間的推移及び／又は最大達成可能な屈曲角度（Ａｆ）が、地面傾斜又は克服されるべき高低差（ΔＨ）に依存して変更されることを特徴とする、方法。
2. 前記最大達成可能な屈曲角度（Ａｆ）、及び／又は前記最大屈曲抵抗（Ｒｆ）が達成される屈曲角度（Ａｆ）は、地面の下り傾斜が増すにつれて増大することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
3. 前記最大屈曲抵抗（Ｒｆ）は、地面の下り傾斜が増すにつれて減少することを特徴とする、請求項１又は請求項２に記載の方法。
4. 前記屈曲停止又は前記屈曲抵抗増加が定められた期間にわたって維持され、続いて前記屈曲抵抗（Ｒｆ）が減少することを特徴とする、請求項１～請求項３のいずれか１項に記載の方法。
5. 前記屈曲停止又は前記屈曲抵抗増加の後に、前記下部（２０）における横方向力の程度が前記地面の前記傾斜に依存する限界値を上回る、及び／又は脚弦（７０）が前記地面の前記傾斜に依存する前傾を上回る、及び／又は腰部モーメントの程度が限界値をまず上回り、その後、下回る場合に、前記屈曲抵抗が減少することを特徴とする、請求項４に記載の方法。
6. 前記横方向力の前記程度は、横方向力センサにより、又は踝モーメントと膝モーメントの横方向力成分の差から算定されることを特徴とする、請求項５に記載の方法。
7. 予め定められた屈曲角度（Ａｆ）を超えると、前記屈曲抵抗（Ｒｆ）が増加後に停止レベルより下まで減少することを特徴とする、請求項１～請求項６のいずれか１項に記載の方法。
8. 前記地面の前記傾斜は、先行する遊脚相において進んだ前記膝関節（１）の、特に足裏近くの基準点の垂直及び／又は水平距離から、あるいは前記先行する遊脚相において進んだ前記膝関節（１）の、特に足裏近くの基準点の垂直及び水平距離の比率から、経路計算基準として算出されることを特徴とする、請求項１～請求項７のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記制御されるべき立脚相の開始が軸方向力衝撃、底屈加速度及び／又は踝モーメントをもとにして決定されることを特徴とする、請求項８に記載の方法。
10. 前記地面の前記傾斜は、前記上部（１０）又は前記下部（２０）の屈曲角度（Ａｆ）及び絶対角度の評価から、あるいは上部（１０）及び下部（２０）の２つの絶対角度の評価から運動学的基準として算出されることを特徴とする、請求項１～請求項７のいずれか１項に記載の方法。
11. 歩行中の前記膝角速度及び下部角速度が検知され、そこから前記２つの角速度の商が算出され、前記地面の前記傾斜は、前記角速度の前記商の変化をもとにして算定されることを特徴とする、請求項１０に記載の方法。
12. 前記地面傾斜を決定するために、前記経路計算基準及び前記運動学的基準が使用されることを特徴とする、請求項８及び請求項１０に記載の方法。
13. 前記装具又は義肢に対する床反力ベクトルの位置及び／又は向きが制御量として使用されることを特徴とする、請求項１～請求項１２のいずれか１項に記載の方法。
14. 縁での足部（３０）のロールオーバの認識が、屈曲抵抗増加を阻止するか、又は前記増加した屈曲抵抗（Ｒｆ）を再び低減することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
    
    

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