JP6940948B2 - 協調的地上リハビリテーション用の動力式矯正器具システム - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
[0001]本出願は、「Ｐｏｗｅｒｅｄ Ｏｒｔｈｏｔｉｃ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｏｖｅｒｇｒｏｕｎｄ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」という名称の、２０１３年３月１４日出願の米国仮特許出願第６１／７８１，４０８号、および「Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｃｏｎｔｒｏｌ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｔｈｒｏｕｇｈ Ｐｏｗｅｒｅｄ Ｌｏｗｅｒ Ｅｘｔｒｅｍｉｔｙ Ｏｒｔｈｏｔｉｃｓ」という名称の、２０１３年５月３日出願の米国仮特許出願第６１／８１９，３７７号の利益を主張するものである。

[0002]この１０年間、主に、患者人口および関連するケアのコストが多大であるということにより、ロボットリハビリテーション装置への重要な研究が見られるようになってきた。たとえば、米国では６１０、０００人が、年間、最初の脳卒中を経験する。２０１０年、米国内で脳卒中人口に関連する、直接的および間接的コストを含むケアの総コストは、５３９億ドルと推定された。これらのコストのすべてが、歩行障害によるものではないが、大きな割合の脳卒中の生存者が、自身の生活の質に影響を及ぼす運動障害を有する。全脳卒中の８３％に相当する虚血性脳卒中の場合、生存者は、重大な恒久的な機能障害に直面し、退院後６カ月では、５０％が片側不全まひを有し、３０％は歩行するのに支援が必要とされ、２６％が老人ホーム施設におり、２６％が介護センターにいた。

[0003]いくつかのトレッドミルに基づくロボットリハビリテーション装置が、歩行障害を有するこれらの患者のための歩行リハビリテーションプロセスを支援するために開発された。これらの一部は、リハビリテーション施設内に配備される商用装置としても出現している。ロボット支援歩行リハビリテーションにおける現在の商業的リーダは、Ｈｏｃｏｍａによって開発されたＬＯＫＯＭＡＴである。この装置は、矢状面内の作動される臀部および膝部、ならびに作動される前方／後方の骨盤動作を有する、固定式の体重支持式トレッドミル（ＢＷＳＴ）システムである。大きく、固定式であるこのシステムは、現在、この装置を購入し、これを収容する空間を使う余裕を有することができる、いくつかの大規模な全国的な研究病院において使用されている。ＬＯＫＯＭＡＴ研究者は、シミュレートされた環境を作り出し、フィードバックスコアをユーザに提示することによって、現実世界で歩かないことによって失われた、ユーザに対する生体自己制御を補てんすることに多大な努力を注ぎこんでいる。類似の技術に対する他の研究努力は、ユーザが地上歩行することをまねる点までさらに及ぼうとしている。１つの装置は、トゥウェンテ大学からのＬＯＰＥＳであり、ＬＯＰＥＳは、地上で歩行する際に見られるような前方／後方および右／左方向の完全な骨盤の位置決めを含む。別のものは、デラウェア大学からのＡＬＥＸであり、ＡＬＥＸは、ユーザの１本の脚を完全に自由にして、脳卒中患者などの片足障害を有する被験者のための地上歩行をより良好にシミュレートする。

[0004]しかし、これらのシステムは、数多くの欠点を有する。現在のほとんどすべての方法は、体重がフレームによって支持され、トレッドミル装置が地上動作をシミュレートする、固定式装置である。トレッドミルの動作は、患者が移動しないようにしようとする場合であっても下肢の動作を強制する。そのようなシステムによって促進される歩行動作は、現実世界で必要とされる歩行動作と表面的に類似しているにすぎない。患者は、したがって、固定式システムの１つを伴った治療後、実際の現実世界の環境で動作するために異なる組の技術および能力をさらに習得することを余儀なくされる。

[0005]本発明は、引き続き支援を受けずに現実世界の状況に応えるのに必要な筋肉および神経能力の開発を容易にし、前述の方法の短所を克服する、治療的支援を提供することができるシステムの必要性について取り扱う。

[0006]前述の方法の制限を克服するために、以下で説明される本発明のシステムが、開発された。特に、要素の組み合わせは、動力式矯正器具による歩行支援において遭遇される問題への解決策のための独自の新規の利益を提供する。

[0007]可動式の繋げられていない外骨格における進歩は、地上歩行しながらリハビリテーション支援を提供する新種の支援的装置を導いた。これらのシステムは、頭上の体重支持装置にたよらず、トレッドミルに拘束されず、そうではなく、そのようなシステムは、ユーザの骨格が自身の体重を支持することを可能にする。この種類の１つのそのような装置は、Ｅｋｓｏ Ｂｉｏｎｉｃｓによって開発されたＥＫＳＯ（商標）と呼ばれている。ＥＫＳＯ（商標）は、臀部および両足の膝関節における矢状面作動を有し、歩行歩容によって関節を移動させることによって働く。これは、関節において位置に基づく軌道を辿ることによって制御されて所望の歩行動作を生成する。

[0008]ＥＫＳＯ（商標）システムは、最も効果的なリハビリテーション経験を提供するように支援的システムの作動を適応させるためにさまざまな制御戦略および制御寸法を利用する。特定の戦略および寸法の特定および適応、ならびに適応が行われる方法が、ＥＫＳＯ（商標）システムの本発明の新規性の主な部分である。

[0009]特に価値があるのは、他の方法で行われるように使用中一定のままであるシステムパラメータを設定するのではなく、システムの使用中、動的な形で個々の必要性にシステムを適応させる能力である。

[0010]本発明は、外骨格によって人に提供された支援を変化させる方法を記載する。さらに、人が自身の釣り合いを取り戻すことができる方法が開示され、外骨格を制御する際にセラピストを補助するための方法も同様に開示される。

[0011]地上でのロボットリハビリテーションの全体的概念を補足するために、本発明は、リハビリテーション様相を最大限にする重要な制御概念に焦点を当てる。詳細には、本発明は、ロボット装置を、患者の現在のレベルのリハビリテーションに最適なものになるように適応させるためにロボット装置の支援を変化させることができる概念を対象にする。リハビリテーションの初期では、弱い患者は、立ち上がって歩行するだけでも多くの支持を必要とする。しかし、患者が強くなり、整合性を得るにつれ、リハビリテーション装置は、その支援を低減させて、患者に、上達し続けてリハビリテーション努力を最大限にするように仕向けなければならない。また、可変の支援アルゴリズムと並行して開発された重要な支持概念も含まれる。

[0012]本発明を使用する外骨格を着用する人を示す側面図である。 [0013]本発明による、適応性支援プロファイルを示すグラフである。 [0014]可変の支援のための挙動図である。 [0015]特に一般化された補正角度を用いた、可変の支援のための別の挙動図である。 [0016]特に一般化された補正角度および補正角度に対する場所に応じた異なる挙動を伴った、可変の支援のためのさらなる挙動図である。 [0017]トンネル穿刺の挙動図である。 [0018]接線方向および補正方向に基づいた挙動図である。 [0019]持ち上げ／伸張プロンプトに基づいた挙動図である。

[0020]図１を参照すれば、トランク部分１１０および下肢支持体１１２を有する外骨格１００が、歩行するために、人または着用者１０９によって、下側の地面係合先端部１０１およびハンドル１０３を含む歩行補助具１０２（図では前腕松葉づえとして示される）と組み合わせて使用される。着用者１０９は、上腕１１１、下腕（前腕）１２２、頭部１２３および下肢１２４を有するように示される。当技術分野で知られているやり方で、トランク部分１１０は、着用者１０９の（別個には標識されていない）上体に結合されるように構成可能であり、脚支持体１１２は、人１０９の下肢１２４に結合されるように構成可能であり、作動装置は１２５で全体的に示されるが、実際には、足支持体１１２をトランク部分１１０に対して移動させて着用者１０９の下肢１２４の移動を可能にするために、脚支持体１１２の部分間、ならびに脚支持体１１２とトランク部分１１０の間に、当技術分野で広く知られているようなやり方で挿入される。一部の実施形態では、トランク部分１１０は、かなり小さく、着用者１０９の骨盤の周りを包む骨盤リンクを備えることができる。図１に示される例では、外骨格作動装置１２５は、詳細には、股関節１４５を屈曲および伸張させて動かすために使用される臀部作動装置１３５および膝関節１５０を屈曲および伸張させて動かすために使用される膝作動装置１４０として示される。外骨格作動装置１２５は外骨格制御システムの一構成品であるＣＰＵ１２０によって、外骨格制御の当業者に知られているが、以下で詳述されるように本発明によっても作動する複数の方法で制御される。図１には示されないが、ＣＰＵ１２０と通信するさまざまなセンサが設けられ、それにより、ＣＰＵ１２０は、装置、着用者、および歩行補助具の向きを監視することができる。そのようなセンサは、制限することなく、符号器、電位差計、加速度計、および姿勢制御装置を含むことができる。外骨格の個々の構造は、さまざまな形態をとることができ、当技術分野で知られており、本発明の部分ではないため、これは、本明細書においてさらに詳述されない。

[0021]外骨格は、下肢歩行障害を有する人のための歩行治療およびリハビリテーションの道具としてますます受け入れられてきている。外骨格無しでは歩くことができない人に対して歩行を復元することにかなり大きな関心が存在するが、外骨格が、四肢の制御を回復する生理学的な能力を有する人の歩行のリハビリを行う上で重要な役割を果たすことができるという理解も高まっている。恐らく、再生的医学が進歩するにつれ（たとえば幹細胞治療）、ますます多くの割合の人々が、第１の分野から第２の分野に移ってきており、すなわち、単に輸送手段として外骨格を見ることから、歩行することを学び直す手段としてこれを見ることに移っている。リハビリテーションを達成するために必要とされる外骨格の制御は、簡単には、外骨格が歩行を完全に制御しながら人を立ち上がらせ歩かせることから開始し、その後、人が歩行するために必要とされる運動制御を学び直し、強さを取り戻すにつれて、歩行作動力を外骨格から人にだんだん移行させるものとして述べられ得る。最終的に、人は、外骨格無しで歩行することができ得る。

[0022]本発明は、従来の方法において欠如している、または適正に適用されていない重要な要素を提供する。とりわけ、リハビリテーション状況の実時間の必要性および治療を受けている個人の必要性に、適切な変数の適用および調整によって適応させ調整する能力の欠如が、現在の治療システムの効果性を大きく限定している。この適応は、品質の良い治療経験を提供するために新規および非自明の方法において組み合わせるいくつかの構成要素を必要とする。好ましい実施形態は、これらの構成要素、ならびに各々の個々の状況に適切な新規の制御戦略を組み込む。

[0023]一部の構成要素は、時に、他のものより効果的または有用であり、すべての構成要素が、好ましい実施形態のすべての変形形態に含まれなくてよいことが当業者に明白であろう。さらに、１つの状況では別のものより適し得る１つまたは複数の構成要素のさまざまな形態が存在し得る。しかし、構成要素または戦略の特定の実施の１つまたは複数の構成要素または選択を含むまたは排除することが、本発明の範囲を限定するものとして考えられてはならない。
全般的な装置制御フレームワーク
[0024]外骨格を制御するためのいくつかの制御スキームが、文献において良好に文書化され、通常、制御作動力は、脚を所望の軌道に保つために外骨格の作動装置の１つまたは複数によってかけられる力またはトルクである。軌道は、デカルトもしくは極性座標、または足、足首、または臀部内、または関節角度空間内に（臀部および膝角度の軸と共に）表され得る。デカルトまたは極性座標は、外骨格上の別の地点（すなわち、臀部に対する足位置、または反対の足に対する足位置）に対して定義されることが可能であり、または地面上の固定された地点に対する絶対位置として定義されることが可能である。当業者は、基本的な数学的関係が、これらと他の類似の座標空間との間で変換されて軌道および制御論理に使用するために使用され得ることを認識するであろう。これらの座標空間のいかなるものも本発明に適切であるが、冗長性を限定するために、本発明者の例となる実施形態のすべては、関節角度空間を利用する。しかし、特定の空間または座標系のこの選択は、本発明の範囲を限定するものとして考慮されてはならない。

[0025]制御装置作動力は、軌道上の所望の脚位置から実際の脚位置の距離および方向によって決定される。通常、制御装置は、実際の脚位置を所望の通路又は軌道に向かって押し戻すように作動力を施し、所望の通路又は軌道上の所望の脚位置から逸脱が大きくなるにつれてより大きい作動力を施す。通路と軌道という用語は、外骨格の一部によって占められるべき所望の位置について記載するとき、互換的に使用される。追加的に、制御装置作動力は、しばしば、２つの成分、すなわち軌道に対して接線方向である成分および軌道に向かって角度をつけて向けられた補正成分に分割される。本発明は、制御作動力を接線方向成分および補正成分に分離し、このときその各々は、座標空間内に大きさおよび方向を備える。所与の力ベクトルが、所望の力を関節トルクに幾何学的に分解することによって、ロボットリンク上の知られている場所からかけられ得ることが制御システムの技術分野でよく知られている。

[0026]本発明は、制御作動力が、所望の軌道および実際の脚位置からどのように決定されるかに焦点を当てる。

[0027]地上での協調性歩行リハビリテーションを可能にする上で有用である制御装置設計のいくつかの要素が存在する。本発明の要素は、それだけに限定されないが、以下のものを含む。
−トンネル：これは、提供された支援の程度が、理想の軌道からの逸脱量に対して比例関係を有する所望の支援軌道周りの領域を説明する。この関係は、線形、多項式、指数関数型、非線形、または他のカスタム関数でよく、実時間において必要性に適合するように適応され得る。
−実時間軌道：方法は、協調的戦略を、地上歩行において必要とされる実時間の脚軌道に適応させる。これは、事前算出された歩行軌道に基づいて協調的方法を実施する既存の方法と対比するものである。
−所望の歩行速度：方法は、接線方向に沿って制御装置作動力の量を決定するために使用される所望の歩行速度を可能にする。
−可変支援：方法は、外骨格が、リハビリテーションプロセス中、着用者の変化する能力に対処することを可能にするために、外骨格支援の量を変化させることを可能にする。可変のリハビリテーション作動力は、ユーザの釣り合い、安全性、または歩行の質などのユーザからのフィードバックに伴ったセラピストの設定に基づく。それとは対照的に、既存のリハビリテーション用途は、ユーザの釣り合いおよび安全性に対して支援レベルを変化させず、その理由は、ユーザは、屋根または地面との連結を通して堅固にしっかりと固定されているためである。好ましい実施形態における別の変形形態では、セラピストが、支援の設定値を選択せず、そうではなく、外骨格に、歩行サイクルを経るのに必要な最小限だけ助けさせることが望ましい。
−補正角度：軌道逸脱のための通常の補正戦略は、補正力を軌道力に垂直にかける。多くの場合、力をかけることは、これが垂直以外の角度でかけられた場合、より効果的である。特定の状況では、かける角度は、動的に変更されてよく、補正力を決定しかけるための戦略は、本発明の適応性支援の一部である。
−トンネル穿刺：落下を防止するためなどの特定の状況では、所望の軌道から大きく逸脱することを可能にすることが望ましい場合がある。そのような場合、トンネル支援機能の停止（トンネル穿刺）が、たとえば、歩みを継続するのではなく、足を地面上に置くために可能にされ得る。
−仮想後壁：一部の場合では、足が常に遅くなりすぎる、または完全に停止するようになることを防止することが望ましい。後壁は、通常、人の歩行位置の後方に沿って移動する仮想壁の概念である。しかし、人の脚が遅すぎる場合、壁は追い付き、足が所望の速度で再度動くようになるまで、脚を前方に押し出す。
−トルク調整：協調的戦略を、固定されていないロボットシステム上で実施される協調的リハビリテーションの独自の課題に適応させること。特有の実施形態は、安全性および安定性を維持するためのユーザの脚間のトルクの釣り合いである。対照的に、既存のしっかりと固定された装置は、しばしば、各々の脚を他方から切り離して考える。
−立脚リハビリテーション：トレッドミルからの追加の力を有することなく、推進動作のための歩行の立脚段階において協調的リハビリテーション支援を施すことを可能にすること。それとは対照的に、協調的リハビリテーションにおけるすべての既存の試みは、トレッドミル上で実施されており、その結果、協調的アルゴリズムは、ユーザからのものではなく、トレッドミルの推進力と共働する。
−治療的フィードバック：治療を成功させるために、セラピストが、外骨格および患者がどれだけの多くの仕事を行っているかを理解することが重要である。いくつかの方法が、そのようなフィードバック、ならびにいつおよびどのようにしてフィードバックを提供するかの戦略を提供するために開発された。
トンネル
[0028]補正的な制御装置作動力の大きさを決定するために、軌道周りのトンネルの概念が、文献において良好に確立されている。トンネルの断面形状は、誤差（所望の軌道から実際の脚位置の距離）と、制御作動力（関節トルク）の間の関係を表す。簡単な変形形態では、関係は線形でよいが、一部の変形形態では、関係は、多項式形態（誤差の二乗またはそれより高いべき乗に比例する制御作動力）でよく、または指数が整数でなくてよい（すなわちＦ〜ｅ＾０．７）、べき関数でよい。好ましい実施形態のこれらのバージョンでは、安定性または誤差を追従することを改良するために、誤差の微分または積分の関数である、制御作動力に寄与する項も存在することができ、これらの項は、制御システムの技術分野で良好に理解されるので、さらには論じられない。

[0029]一部の変形形態では、トンネルは、人がいかなる力も受けずに追従することができる軌道周りの不感帯領域が存在するように底部を有することができ、この領域の幅は、理学療法士によって調整可能になり得る。好ましい実施形態の特定の実施において、トンネルは、部分ごとの線状配列の組として表され得る。他の変形形態では、トンネルは、軌道の周りで対称的である必要はなく、たとえば、足を持ち上げる方向に全く壁が存在しなくてよく、それにより、患者は、望む場合、常により高く足を上げることができる。さらに他の変形形態では、トンネルの形状は、軌道に沿って変化することができる。たとえば、ある種類の患者の場合、その歩行は、足趾離地および踵接地近くでより厳密に制御されなければならず、そのため、トンネル壁は、そこではより険しく、遊脚中期ではそれほど険しくないようにされ得る。

[0030]好ましい実施形態では、セラピストは、トンネルの形状を調整することによって外骨格の挙動を制御する。これは、トンネルの壁の険しさの様子を変更する係数を、制御装置内で変更することによって行われてよく、その利得が高いほど、患者を通路に戻すための外骨格の反応はより強力になる。これは有用であり、その理由は、セラピストは、大きい歩行困難性を有する患者を通路近くにとどまるように拘束することを望むことがあり、一方で、回復力がより進歩している患者には、患者が歩行する方法により柔軟性を持たせることを望むことがあるためである。一部の変形形態では、より固い壁はまた、最大許容可能力を増大させることによって、または誤差と力の間の方程式の次数を増大させることによって（たとえば、一次から二次方程式に移ることによって）、またはこれらの技術の２つ以上の組み合わせによって達成され得る。同様に、セラピストは、グラフィックインターフェースによってトンネル形状を調整し、いくつかの位置において形状を指定することができ得る。装置は、次いで、これらの個別の断面から滑らかなトンネルを生み出すことができる。通常、セラピストは、正確な数学的実施を理解する必要はなく、セラピストが外骨格の挙動に関して調整している値の効果を理解するだけでよい。

[0031]角度／角度座標においてここで論じられてきたが、これらの同じ概念が、デカルト（Ｘ−Ｙ）空間にも適用され、特定の選択は、本発明に対する限定を反映するものではない。
実時間軌道
[0032]既存の協調的リハビリテーション方法の主な構成要素の１つは、非直結で算出された所定軌道の使用である。この方法は、ＢＷＳＴ機械の実行可能な選択肢として出現しており、その理由は、ユーザの胴体は、上方から支持されている、またはその位置が能動的に制御されているとき、ステップごとに変化しない固定された位置にあるためである。所定の軌道を利用するこれらの既存の方法はまた、固定されたまたは緊密に制御された胴位置によって決まる。可動式プラットフォームの場合、ユーザの胴体位置は、ステップごとに大きく変化する。その結果、悪い姿勢を受容するよう十分に余裕をもって設計された任意の所定の軌道は、良好な姿勢である間、過剰な空隙を招くことになる。

[0033]最終的な目標は、人を自然歩行に向けて再訓練することであるため、過剰な空隙を教え込むことは、反生産的である。ロボット装置の挙動を制御するために使用される軌道は、ユーザの姿勢の実時間フィードバックに基づいて能動的に生成されなければならない。その結果、協調的リハビリテーション方法による可動式プラットフォームの必要性を最適に満たすために、これは、能動的に生成された軌道を受容することができなければならない。本発明の新規の態様は、実時間軌道を作り出し適応させるための戦略の開発である。

[0034]それだけに限定されないが、歩行段階に基づく部分的算出、またはユーザの釣り合いを維持する最適化制御装置を含む多くの方法が、軌道を能動的に生成するために使用され得る。所定ではない軌道を受容するために、方法は、軌道の将来的算出を利用して挙動を決定してはならない。この挙動の１つの変形形態は、軌道を生成するために使用される現在の位置およびモデルを使用して将来の軌道の推定を行う方法である。

[0035]所定の軌道では、制御装置は、実際の脚位置に最も近い地点を軌道に沿って見出すことにより、所望の脚位置を決定することができる。能動的に生成された軌道では、最も近い地点を見つけるための完全に定義された通路は存在せず、そのため異なる方法が、所望の足位置を決定するために必要である。

[0036]本発明による好ましい実施形態では、制御装置は、過去の所望の軌道を形成する脚の前の所望の軌道位置および脚の現在の所望の位置を示す脚の現在の軌道位置を使用し、将来の軌道が、過去の軌道と同じ速度で、かつ過去の軌道と同じ方向に継続することを推測しながら、将来に向かって将来の所望の軌道位置を推定します。軌道の将来の通路を推定することは、制御装置が、新しい将来の所望の脚位置を、軌道のこの将来の通路上の実際の脚位置に最も近い地点として見出すことを可能にする。

[0037]追加の変形形態は、新しい、将来の所望の脚位置が、先の所望の脚位置からどれだけ移動するかに関して最小限界および／または最大限界を置くことができる。最小限界は、所望の脚位置が、歩行中、常に完全に停止することを防止し、一方で最大限界は、（支援レベルが小さく患者の脚が強い場合に起こり得る）足があまりにも速くステップすることを防止する。
所望の歩行速度
[0038]接線方向の制御作動力の方向は、所望の脚位置における所望の脚軌道に対して接線方向であり、これは、文献において良好に確立されている。文献においては、接線方向の制御作動力の大きさを決定するためのさまざまな方法が存在する。本発明のために、足が、指定された所望の歩行速度よりどれだけ速いかまたは遅いかを追従し続ける時間オフセットカウンタが、作り出された。制御サイクルごとに、所望の脚位置の進行が、所望の歩行速度と比較されて時間オフセットカウンタを調整する。接線方向の制御作動力の大きさは、時間オフセットカウンタの関数として算出される。この関数は、線形、二乗、または他の多項式関係ならびに一定オフセットを含むことができる。追加的に、関数はまた、時間オフセットカウンタの微分および／または積分を含むこともできる。好ましい実施形態はまた、時間オフセットカウンタの信号に応じて異なる関数を使用する。

[0039]時間オフセットカウンタと接線方向の制御作動力との間の関数関係は、装置が、ステップにわたって脚を助ける際に提供する支援の量を決定する。したがって、この関数のさまざまなパラメータは、支援のレベルを調整するためにセラピストによって変更され得る。

[0040]時間オフセットカウンタおよび／または接線方向の制御作動力はまた、指定された範囲内にとどまるよう限定され得る。これは、患者が、所望の歩行速度より過度に速いまたは遅いとき、制御装置作動力が大きくなりすぎることを防止する。
可変の支援
[0041]任意の協調的制御戦略の基本的な概念は、ユーザが、健全な動作から逸脱することを可能にし、その逸脱の程度に基づいて補正支援だけを提供することである。その結果、所望の軌道を通って移動するのに助けを必要としない患者は、装置から支援を受けない。可変の支援の概念は、装置によって提供された制御作動力が調整可能であることを可能にすることであり、たとえば、弱い患者は、歩行することを助けるのに必要な多大な支援を得ることができ、一方で患者は、強くなるほど、歩行欠点を補正する必要に応じてより少ない支援を得るなどである。上記で論じられたように、制御作動力は、接線方向および補正の成分を含み、これらの成分の両方の支援レベルは、独立的にかつ脚ごとに異なって調整され得る。これは、装置がどれだけ厳密に補正歩行を実行するか（補正支援レベルの場合）、およびその歩行の間足を前方に移動させるのにどれだけの助けが必要であるか（接線方向支援レベルの場合）をセラピストが調整する能力を可能にする。

[0042]既存のＢＷＳＴの実施において、支援は、歩行の間中、一定に維持される。これが行われ得る理由は、ユーザが、つまずく、またはユーザが十分に強くないことにより、装置が提供できる以上の支援を必要とする場合、装置は遮断し、ユーザが体重支持装置から安全にぶら下がるようにユーザを現在位置で動けなくする。これは、歩行する間、動けなくなるという明確な懸念により、可動式プラットフォームでは許容可能な不具合シナリオではない。現在まで、ＢＷＳＴ制御戦略は、可動式プラットフォーム上での使用に許容可能である代替の不具合応答を提供してこなかった。可動式用途では、すべての装置姿勢が、同じリスクまたは利益をユーザに提示するとは限らない。結果として、本発明の方法は、ユーザの状態に基づいて支援プロファイルを変化させる。好ましい実施形態の１つの形態は、転ぶことが最大のリスクであるため、ユーザがさらされる安全リスクに基づいて支援プロファイルを変化させる。この実施形態は、支援プロファイルを変化させて、ユーザが潜在的に安全でない状態にあるときに逸脱する余地をより少なく有することを可能にする。これを達成する１つの方法は、釣り合い分類スコアを用いてユーザの姿勢の安全性を評価して支援レベルを変化させることである。

[0043]他の変形形態は、それだけに限定されないが、転ぶこと以外のリスクによるユーザの安全性に基づくさらなる採点方法、または歩行品質のスコアを含むことができる。後者の場合、装置は、関節角度を所望の軌道と比較し、全体スコア（たとえば、所望と実際の軌道間の誤差の二乗平均平方根）を生み出すことによって人の歩行の品質を測定することができる。スコアが高い場合、機械は、スコアが最小の許容可能レベルに低下するまで支援の量を低減させることができる。このレベルは、セラピストによって設定され得る。方法のさらなる変形形態は、そのセッションの開始時に、訓練ルーティンに基づいて一度適応させた、固定された適応を提供することができる。さらに他の変形形態は、プロファイルの一方の側を他方の側とは異なるやり方で調整するように非一様のやり方で適応を実施することができる。

[0044]当業者は、代替の方法が、必要とされる支援の量および種類を決定するために適用されてよく、代替の方法は、本発明の範囲を限定することなく、関連係数を測定するために使用されてよいことを認識するであろう。

[0045]これらの変形形態は、状況に応じて補正および／または接線方向の制御利得を適応させることができる。好ましい実施形態は、常に補正制御作動力を最大利得に保ち、セラピストおよびシステムが接線方向の支援を変化させることを可能にすることによって、システムの複雑性を低減しようとし、それによって補正歩行を常に実行し、システムおよびセラピストが追従し続けなければならない変化の量を低減する良好な釣り合いを提供する。

[0046]好ましい実施形態におけるさらに別の変形形態では、セラピストが、支援の設定値を選択するのではなく、外骨格に、歩行サイクルを経るのに必要とされる必要最小限だけ助けさせることが望ましい。この変形形態は、外骨格が最大限可能な仕事を患者から求めることを可能にしながら、セラピストが外骨格を調整するのに時間をそれほど費やさないという点において明確な有用性を有する。最も簡単な変形形態では、外骨格制御装置は、上記で参照された利得Ｋｐを、歩行の品質が最小の許容可能レベルに低下するまでゆっくりと低減させることができる。しかし、実際には、より複雑な適応規則を実施することが必要である。

[0047]実験に基づき、パラメータの良好な選択は、以下の通りであることが見出された。
１．軌道に沿った時間内の進行の速度が、進行の理想的な速度と比較される。

ａ．通常、速く移動するほど、機械によって提供される支援は低減する。

ｂ．通常、遅く移動するほど、機械によって提供される支援は増大する。
２．通路に沿った接線方向の力が、考慮に入れられる。脚を前方に押し出す大きい接線方向の力の場合、進行の速度はより速いことが予想され、そのため支援は、増大方向に向けられる。同様に、（前方向進行に抵抗する）大きい負の接線方向の力の場合、支援は、低減方向に向けられる。
３．現在と所望の場所間の距離が、考慮される。最初の２つの測定が支援を低減する傾向がある場合、低減の量は、現在と所望の場所の間の距離が大きくなるにつれて縮小される。

[0048]図２は、本発明による外骨格適応規則をグラフで示す。等高線図で報告された値は、（適応前に尺度変更されしたがって単位を有さない）軌道に対する下肢の接線方向力および速度に応じて、支援がどれほど上昇（正）または下降（負）されるかである。適応は、接線方向力が大きく、正であり、人が、軌道の非常に後方に離れているとき、最もすばやく増大される。好ましい実施形態では、支援は、接線方向の支援を位置誤差に関連付ける比例項（Ｋｐ）を調整することによって増大および低減される。好ましい実施形態では、他の制御利得（すなわちＫｄまたは微分利得）が、次いで、制御装置を安定して保つために、Ｋｐに伴って尺度付けされる。

[0049]当業者は、代替の方法が、本発明の範囲を限定することなく、必要とされる制御力ベクトルを推定するために適用され得ることを認識するであろう。好ましい実施形態の最も簡単な形態では、推定される力は、外骨格によってかけられた関節トルクの運動学的結果にすぎず、すなわち、これらは、外骨格リンク自体の重量および動力を考慮しない。しかし、他の変形形態では、外骨格は、外骨格と人の間の力を、これらを直接的に測定することによって、または外骨格の動作を測定し、外骨格の動的効果を推定することによって、または２つの方法の組み合わせによって推定することができる。この変形形態はより複雑であるが、これは、力を人により正確にかけることを可能にし、外骨格が、ほとんど補正を必要としない最小の歩行欠陥を有する患者に使用されるときに好まれ得る。

[0050]好ましい実施形態の代替の変形形態では、セラピストが外骨格によって提供される支援を尺度変更することができるように、基線設定が設けられる。外骨格は、通常、人の体重または状態を知らないため、より重い人がより軽い人より大きい残留強さを有している場合であっても、より大きいレベルの支援がより重い人に対して必要とされ得る。これは、紛らわしくなり得る。患者用の基線を設定する方法を提供し、その基線を１００％（または１または１０などの一部の他の正規値）で任意に標識し、その基線に対して計数することで、表示をより簡単にすることができる。外骨格それ自体は、提供される支援を変更する必要はなく、そうではなく、これは、支援の表示を尺度変更するだけでよい。

[0051]１つの変形形態では、基線の設定は自動化され得る。５回のステップにわたる接線方向の力の最大値を得ることが、良好な基線値を与える（そうではあるが、１回のステップもしくは１０回のステップ、または任意の好都合な回数の最大値が、機能可能な代替の実施形態になり得る）ことが実験によって見出された。実際、セラピストは、ユーザインターフェース上のボタンを押すだけでよく、外骨格は、次いで、最後５回のステップの最大値を取り、これを、基線として使用する。これは、時に、「風袋」機能または外骨格の「それ自体を量る」ものとして説明される。
補正角度
[0052]図３は、上記で論じられたように挙動する基本的な可変支援システムを図示する。つま先２０１の軌道は、臀部／膝角度のパラメータ座標で示される。足首とつま先の間の相対動作は、脚全体と比べて小さいため、これらの技術も同様に、足首または足上の任意の他の点を追従するために適用される。所望のつま先位置が、２０２によって与えられ、６つの実際のつま先位置が、全体的に２１０によって示され、制御システムによって生み出された力２２０もまた、図示される。制御システムは、つま先が所望の位置の前にある（すなわち領域２１２内）、または所望の位置の後ろにある（領域２１１）かに関わらず、本質的に同じやり方で挙動する。

[0053]広範囲に及ぶ実験により、現況技術が、患者の歩行を適切に制御しないことが確立された。より全般的な実施が発見されており、図４に示される。領域２１２（現在の所望の位置の前）および２１１（現在の望の位置の後ろ）が、通路に対して接線方向の局所から９０°であるように保たれず、そうではなく補正角度ガンマによって保たれる場合、軌道に戻るための力は、この補正ライン（１３０）に対して平行である。補正角度は非常に小さくなっていくため、人は、進行するために通路にほぼ正確に沿って移動しなければならない（その理由は、補正力は、人を通路に沿って後方向に押し出す傾向があるためである）。

[0054]しかし、好ましい実施形態は、図５に図示される、別の改良を有する。ここでは、力の角度は、補正ライン２３０の両側で異なり、補正ラインの前の点は、補正ラインに対して平行にかけられた力を有し、補正ラインの後の力は、所望の位置の方向にかけられた力を有する。この変形形態の利点は、患者は、所望の場所２０２の後ろにいるとき、所望の場所に到達するために何らかの支援が与えられることである。この支援のため、患者は、図４の方法に関連する問題である後方向の移動が難しくなる。この改良はまた、所望の標的位置が、最大効果のために軌道に沿って後方向に移動することが可能にされない場合の変形形態と組み合わせられなければならない。７０度の補正角度は、特に効果的であることが発見された。図３の方法に類似する９０度の補正角度は、非常にだらしなく歩行させ得る。たとえば膝は強いが臀部はほとんど強くない患者は、所望の軌道にしたがって自身の膝を曲げることができ、外骨格は、臀部を正しく移動させるのに必要な仕事を提供する。これは歩進の直接的な作用を達成するが、これは、患者に、自身が有する臀部筋肉を訓練することを求める、リハビリテーションのより長期的な目標を容易にしない。７０度ほどの補正角度は、進行するために患者の臀部筋肉をいくらか使用することを必要とすることによってこれを達成する。この範囲の他方の端部では、４５未満の補正角度は、障害がない試験者であっても、ステップごとに所望の軌道とそのように近く合致させながら歩行することができなくなり得るほど十分制限的であることが、実験によって見出されている。
トンネル穿刺
[0055]これらのシステムの別の問題は、患者が、時折、ステップの中期で釣り合いを取ることが困難であり、自身の足を床に戻して自身を安定化させることを望むことである。前述されたシステムのすべては、通路が患者に自身の足を地面上に置かせることを可能にするステップの最後まで患者を努力させる。患者および外骨格の強さによっては、患者は、ステップの途中で外骨格を押し切って自身の足を地面上に置くことができなくなり得る。これは、患者を不安にさせるものであり、危険であると考えられ得る。

[0056]１つの変形形態では、膝角度誤差が最大閾値を超えるとき、制御装置は、患者が、自身の足を地面上に戻そうとしていると認識する（膝を延ばすことは、生体力学的には、足を地面上に置く様子であるため）。好ましい実施形態では、図６を参照すれば、状態はより複雑であり、力２２０が４５°以内で上方を指すものであり、距離誤差２５２が閾値より大きいとき、制御装置は、患者が、自身の脚を地面に戻そうとしていると認識する。次いで、制御装置は、足を地面に戻すよう促すモードに移行することによって、ステップ動作を終結させることによって、地面とすばやく交わるように軌道を変化させることによって、またはいくつかの他の等価の方法の任意のものによって足を地面に戻して置くことができる。

[0057]他の変形形態では、角度はより大きく、１８０度にもなることあり、この場合、外骨格は、誤差が大き過ぎるだけで、ステップを中断させる。明白なことに、膝角度の閾値は、人のそのような意図を検出する唯一の潜在的な方法である。制御装置はまた、垂直なデカルト軸内の距離、または垂直方向の力もしくは膝トルクにおいて閾値を置くことができる（そうではあるが、上記で説明された制御装置の多くに関しては、力と位置誤差の間には１対１の関係が存在し、そのため閾値の尺度変更の状態では、これらの状態は等価になり得る）。さらに、制御装置は、ステップにわたって進行した時間を考慮に入れることができ、または閾値自体が一定でないように膝角度の割合である閾値を構築することもできる。無計画の患者動作を受容することができるいくつかの方法が存在し、一実施形態における特定の方法の選択は、本発明のシステムを限定するものとして解釈されてはならない。
仮想後壁
[0058]地上での歩行訓練において、人が、筋肉整合の消耗または欠如により、遊脚サイクルを経て進行できないときに困難が生じる。上記で論じられたようなＢＷＳＴでは、外骨格は停止することだけが可能であり、地上での歩行訓練において、停止は、人を静的な安定的ではない形のままにすることがあり、その人と共に働くセラピストが、装置を安定的な形に戻すことを可能にしないことがある。これらの場合、装置は、人の遊脚軌道を完成させる必要がある。これは、しばしば、制御装置が、足用の軌道に沿って移動する仮想後壁を算出することによって達成される。壁は、遊脚軌道内で、最小速度で、場合によっては開始を遅らせた後で人の後を追うように設定されることが可能であり、人が前方進行を止めた場合、これは「追い付き」、人の足を通路に沿って押し出して遊脚サイクルが完了されることを確実にする。好ましい実施形態では、後壁の速度および／またはこれが開始する前に遅延する量は、セラピストによって設定され得る。

[0059]後壁からの制御作動力の量は、後壁と所望の脚位置の間の距離の関数である。後壁の制御作動力は、接線方向の制御作動力に、これと同じ方向に加えられる。後壁の制御作動力は線形、多項式、またはべき関数になることができ、また、後壁から所望の脚位置までの距離の微分および／または積分に基づく項を含むこともできる。

[0060]後壁概念は、上記で論じられたような望ましくない状況に対して制御装置利得を調整する装置と併用して実施され得る。
トルク調整
[0061]このタイプ地上装置は、現況技術のＢＷＳＴ装置とは別個の新規の制御問題を呈する。これらのＢＷＳＴ装置は、足上の力を臀部および膝関節トルクと容易に調整させるが、その理由は、各々の脚が、他方の脚から機械的に独立しているためである。これらのシステムの場合、ユーザの胴体は体重支持式システムによってしっかりと固定され、装置の臀部は主要構造にしっかりと固定される。その結果、システムハードウェアは、２つの独立した２リンクのロボット操縦機と同じ問題を呈する。

[0062]しかし、可動式プラットフォームでは、２本の脚は独立しておらず、その理由は、地面との連結のみが立脚であるためである。好ましい制御方法は、システム全体の力を、１つの脚が他方と干渉せず、これらがユーザを不安定にしないことを保証するように調整する。

[0063]この概念の１つの実施は、立脚が臀部角度ではなく胴体角度を制御することである。これは、知られていない臀部動作を犠牲にして胴体の安定性を保証する。この実施は、上記の軌道に基づく制御装置が、遊脚（臀部および膝角度）および立脚（胴体および膝角度）の間、異なる座標空間内で作動することを求める。あるいは、上記の制御概念は、立脚中ではなく遊脚中、適用することができる。

[0064]この力調整の別の変形形態は、一方の臀部から他方へのトルクの釣り合いである。簡単な評価は、ユーザの臀部からのトルクに対して反発するトルクの不釣り合いが存在する場合、ユーザの胴体の剛性本体が前方または後方に加速することを明確にする。その結果、システムは、臀部トルクを、システムのスレーブ側で他方の臀部の算出されたトルクと等しくかつ反対になるように調節しなければならない。これの一部の他の変形形態は、それだけに限定されないが、臀部が、２つの側間の最小限の相違に合わせて調節する、どちらの臀部もマスターではなく、全体的出力が算出された誤差の大きさを調節するために尺度付けされる、または臀部そのものを超えて他の関節部も含むように拡大するなどを含むことができる。

[0065]可動式プラットフォームはまた、従来のハードウェアより大きい構造的可撓性を有するが、その理由は、これらが、サイズおよび重量低減に合わせて最適化されているためである。この可撓性は、通常は大きく固い脚を使用する現在のＢＷＳＴ装置では対処されない別の実施問題を導入する。したがって、さらに他の変形形態では、可動式システムの構造的可撓性は、上記で参照された釣り合い力を算出するときに考慮に入れられ得る。これは、装置構造の変形をより良好に理解するために、装置作動装置によって生成されるトルクを推定することにより、または装置構造上の負荷を（たとえばひずみゲージを用いて）直接的に測定することにより、または人−機械もしくは機械−環境の相互作用力を測定することによっても行われ得る。
立脚リハビリテーション
[0066]可動式プラットフォームのための制御方法の別の態様は、支援が、独自の方法で立脚に提供され得ることである。既存のリハビリテーション装置では、立脚は、装置から支援を受け入れるが、地上で歩行するものとは非常に異なるやり方で受け入れる。第１に、立脚は、体重支持装置により、十分に負荷掛けされない。第２に、脚は、固定された胴体に対して移動するため、立脚に力を導入する動力式トレッドミル上にある。

[0067]地上プラットフォームは、立脚が重力によって十分に負荷掛けされることを可能にし、モータを除くいかなる外部動力源も直接的に関節に導入しない。その結果、協調的リハビリテーション支援を、推進動作または支持動作を含む立脚の異なる作動に提供することができる方法の実施が、存在する。好ましい実施形態では、歩行のこの段階の支援プロファイル（軌道および座標空間）は、遊脚のものとは異なり得る。これは、立脚が、高いトルクおよび低速度の操作によって全体的に定義されるために予想される。特に脳卒中用途に対する他の変形形態では、より影響が少ない脚は、立脚中、外骨格の重量を支承するために支持を必要とし得る。これらの相違により、別個のパラメータがセラピストに提供されて、立脚および遊脚中、別個の可変の支援応答を提供することができる。

[0068]これは、ＢＷＳＴに関連する問題ではなく、その理由は、外骨格が外部構造から懸架されているためである。最も簡単な実施形態では、装置は、立脚の膝を動かないようにするだけでよい。より複雑な実施では、装置は、装置の重量に反作用するために立脚にかけられなければならないトルクを算出することができる。通常、遊脚のリハビリテーションは、四肢が、運動的に、開放空間内で動作に主に関係付けられるオープン・チェーンであるということから、上肢のものとより厳密に類似することが留意される。しかし、歩行中の立脚は、非常に異なる機能を有し、上肢のリハビリテーションの技術およびＢＷＳＴは、しばしば適用可能ではない。立脚は、重量支承支持体として最適に考えられてよく、この場合、膝周りの筋肉が脚を安定化させ、臀部筋肉群が体を推進している。この文脈では、地上リハビリテーション用の戦略は、立脚にわたって、これらの機能を実行する相互作用力の組を生成する外骨格に焦点を当てる。好ましい実施形態では、外骨格からの外乱をより良好に拒絶するために、外骨格は、人−機械の相互作用力を直接的に測定することができる。２足歩行のロボット歩行のための既存の文献は、上記で説明された位置軌道ではなく立脚に目標力を使用する。好ましい実施形態は、これらの２足歩行の力に類似する釣り合いおよび推進概念を利用し、これらの力からの支援を変化させることができる。
治療的フィードバック
[0069]治療を成功させるために、セラピストが、外骨格および患者がどれだけの仕事を行っているかを理解することが重要である。好ましい実施形態では、この推定は、すべて、外骨格によって行われた仕事に関連して行われる。多くの実験により、これが、セラピストに、通路の方向に沿って（接線方向フィードバック）および通路に直交して（補正フィードバック）、ステップを完了させるのに必要とされる力の別個の測定値を提示するのに最適であることが確立されており、これらの方向は、図７において図で示される。

[0070]これらの推定は、以下の公式によって２つの方向の力を積分することによって生成される。

[0071]ここでは、％進行は、通路の長さに沿った進行の割合であり、ＨＳは、遊脚サイクルが終了したときの足趾離地の地点であり、ＴＯは、遊脚サイクルが開始するときの踵接地である。積分は、時間ではなく進行に対するものであることが重要であり、その理由は、患者は、歩行サイクル中、停止することがあり、推定値は、この時間中累積し続ける場合不正確になるためである。本質的には、ここでの推定値は、歩行サイクル中に行われる機械的仕事の測定と類似する。

[0072]好ましい実施形態では、任意の１つの制御サイクルにわたる接線方向力の最大値が、記録され表示される。この最大値は、所与の患者に必要とされる支援の最小レベルを良好に示すものであることが見出されている。したがって、これは、較正方法としてセラピストによって使用されることが可能であり、セラピストは、全支援の元で患者を歩かせ、最大値を記録し、外骨格によって提供される支援をそのレベルまで低減させることができる。

[0073]好ましい実施形態の変形形態では、さらなるフィードバックが、患者が困難を有している場合、ステップ中にセラピストに気付かせるために提供される。この変形形態では、外骨格は、その人がステップを完了するために行う必要があるものは何かを説明するメッセージを提供する。これは必要とされ、その理由は、軌道に戻るために人がどの方向に移動する必要があるかは、人の脚および外骨格を見ることによって明白でないことがしばしばあるためである。

[0074]この変形形態では、メッセージは、外骨格によって言語でまたは可聴式に生成される。このメッセージはまた、ユーザインターフェースに文字で表示されてもよく、最も簡単な変形形態では、ユーザインターフェースは、単に、患者が自身の脚を移動させる必要がある方向に応じて、「持ち上げる」または「伸張する」という提案を与えるだけである。補正誤差が大きくなる、または足が最小速度でステップを進行することができないときなどに、患者が困難性を有すると決定することは、さまざまな方法によって行われ得る。図８は、どのようなメッセージを表示すべきかを決定する１つの方法を示す。たとえば、患者が困難を有していることが検出された場合、外骨格は、パラメータ空間内の軌道上の位置に基づいて表示するメッセージを選択する。一部の変形形態では、セラピストへのフィードバックは、患者がステップを完了したときをセラピストに伝えるために必要とされ得る。しばしば、セラピストの視界は、装置によって隠されることがあり、ステップ中の進行速度が固定されないために、セラピストは、患者の脚が地面に到達したかどうか分からなくなることがある。したがって、装置は、ユーザインターフェース上に、好ましい実施形態では可聴音によって確認を提供することができる。

[0075]上記に基づき、本発明が、動力式矯正器具システムの着用者のための地上リハビリテーションを実行することを実現することが容易に明らかになるはずであり、動力式矯正器具システムは、治療を受けている着用者の、感知され得るまたは入力され得る１つまたは複数のリハビリテーションパラメータまたは特有の必要性に基づいた数多くの異なる制御シナリオにより、システムの作動に関連する適切な変数の適用および調整によって、所定のレベルの支援を適応的に変化させることを可能にする。システムは、適応性変更を自動的に行うように構成されることが可能であり、またはシステム作動は、着用者またはリハビリテーションセラピストからなどの遠隔入力によって変更され得る。いずれの場合も、本発明は、特定の要素における変形形態を有する好ましい実施形態に関連して説明されてきたが、さまざまな変更および／または改変が、特有の用途の特定の必要性に適合させるために加えられ得ることが当業者によって認識されるであろう。同様に、他の変形形態が、本発明の趣旨を変更または簡約化することなく組み込まれ得る。
以上説明したように、本発明は以下の形態を有する。
［形態１］
動力式矯正器具システムの着用者のための地上リハビリテーションを実行する方法であって、
最初に前記動力式矯正器具システムを、所定のレベルの支援に基づいて前記着用者の歩行機能を実行するように確立する工程と、
前記所定のレベルの支援を前記着用者のリハビリテーションパラメータに基づいて適応的に変化させる工程とを含む、方法。
［形態２］
前記所定のレベルの支援が、前記着用者と共に働くリハビリテーションセラピストによって選択的に変えられる、形態１に記載の方法。
［形態３］
さらに、
前記着用者が歩行サイクルの少なくとも１つのステップを完了するのに必要とされる力を推定する工程と、
前記歩行サイクル中の前記力に基づいた指示を前記リハビリテーションセラピストに提示する工程とを含む、形態２に記載の方法。
［形態４］
前記指示が、前記歩行サイクル中の接線方向力の積分である、形態３に記載の方法。
［形態５］
前記指示が、前記歩行サイクル中の直交力の積分である、形態３に記載の方法。
［形態６］
前記指示が、前記歩行サイクル中の接線方向力の最大値である、形態３に記載の方法。
［形態７］
前記動力式矯正器具システムの使用中、前記着用者による作動力を感知する工程と、
前記所定のレベルの支援を前記作動力に基づいて変化させる工程とをさらに含む、形態１に記載の方法。
［形態８］
前記動力式矯正器具システムの使用中、動作移動を感知する工程と、
前記所定のレベルの支援を前記動作移動に基づいて変化させる工程とをさらに含む、形態１に記載の方法。
［形態９］
前記所定のレベルの支援が、所望の支援プロファイルによって確立され、前記所定レベルの支援を適応的に変化させる工程が、前記所望の支援プロファイル周りにトンネル領域を作り出す工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態１０］
前記トンネル領域を作り出す工程が、
ａ．所望の支援軌道を画定する工程と、
ｂ．１つまたは複数の区画を前記所望の支援軌道に沿って画定する工程と、
ｃ．前記区画の各々に、前記所望の支援軌道からの距離に比例する関数を割り当てる工程とを含む、形態９に記載の方法。
［形態１１］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、実時間の軌道を提供する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態１２］
前記実時間の軌道を提供する工程が、
ａ．前の位置を軌道に沿って決定する工程と、
ｂ．現在の位置を前記軌道に沿って決定する工程と、
ｃ．進行の速度を前記軌道に沿って決定する工程と、
ｄ．前記前の位置、前記現在の位置、および前記速度から、将来の軌道を推定する工程とを含む、形態１１に記載の方法。
［形態１３］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、所望の歩行速度を提供する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態１４］
前記所望の歩行速度を提供する工程が、
ａ．所望の脚位置を所望の歩行速度に基づいて算出する工程と、
ｂ．実際の脚位置と前記所望の脚位置の間の相違である時間オフセットカウンタを維持する工程と、
ｃ．前記時間オフセットカウンタの関数である接線方向支援を提供する工程とを含む、形態１３に記載の方法。
［形態１５］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、可変の補正角度を提供する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態１６］
可変の補正角度を提供する工程が、
ａ．観察された関節角度と所望の関節角度の間の誤差を軌道に沿って決定する工程と、
ｂ．前記誤差から、スコアを計算する工程と、
ｃ．前記スコアが許容可能なレベルに降下するまで支援のレベルを調整する工程とを含む、形態１５に記載の方法。
［形態１７］
前記レベルの支援が、軌道誤差を支援に関連付ける利得パラメータを調整することによって調整される、形態１６に記載の方法。
［形態１８］
前記スコアが、前記ユーザの釣り合い姿勢の安全性の推定値を含む、形態１７に記載の方法。
［形態１９］
前記可変の補正角度が、前記動力式矯正器具システムの動作の軌道に直交しない、形態１５に記載の方法。
［形態２０］
前記可変の補正角度が、動作の前記軌道に対して９０度未満であり、かつ４５度以上である、形態１９に記載の方法。
［形態２１］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、所望の軌道を動的に変更する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態２２］
前記所望の軌道を動的に変更する工程が、
ａ．前記所望の軌道からの大きな逸脱が適切である状態を特定する工程と、
ｂ．前記状態が存在するときを決定する工程と、
ｃ．前記状態に対応するために、前記所望の軌道を所定の計画にしたがって変更する工程とを含む、形態２１に記載の方法。
［形態２３］
前記所定のレベルの支援が、仮想後壁を確立する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態２４］
前記仮想後壁を確立する工程が、
ａ．前記着用者の通路の軌道の後方を追う、後続の後壁を計算する工程と、
ｄ．前記着用者が前記通路に沿って進行を低減するまたはさらには止める場合であっても、前記後続の後壁が前記通路に沿って前進することを可能にする工程と
ｅ．前記後壁の位置が、前記着用者の位置と同一であるときの状態を特定する工程と、
ｆ．継続された動作を前記通路に沿って強制するために前記着用者にかけられた支援力を変更する工程とを含む、形態２３に記載の方法。
［形態２５］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、前記着用者の脚間のトルクを調整する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態２６］
前記トルクを調整する工程が、
ａ．前記動力式矯正器具システムの胴体の不都合な動作を結果として生じさせる、前記動力式矯正器具システムの股関節間の不釣り合いの状態を特定する工程と、
ｂ．力の釣り合いをとるために前記股関節内の捩じれを調整する工程とを含む、形態２５に記載の方法。
［形態２７］
前記所定のレベルの支援を変化させる工程が、歩行サイクルの立脚段階内で脚リハビリテーション支援を提供する工程を含む、形態１に記載の方法。
［形態２８］
立脚段階内で脚リハビリテーション支援を提供する工程が、
ａ．動作段階にしたがって立脚を安定化させるために必要とされる第１の力を決定する工程と、
ｃ．前記着用者によって前記動力式矯正器具システムにかけられた第２の力を測定する工程と、
ｄ．前記第１および第２の力に基づいて、前記立脚を安定化させる際に前記着用者を支援するのに必要とされる第３の力を計算する工程と
ｅ．前記矯正器具システムに動力供給することによって第４の支援力を提供する工程とを含む、形態２７に記載の方法。
［形態２９］
フィードバックをセラピストに提供する工程をさらに含む、形態１に記載の方法。
［形態３０］
可聴的または視覚的表示フィードバックの形態のフィードバックを前記着用者に提供する工程をさらに含む、形態１に記載の方法。
［形態３１］
外骨格を含む地上用動力式下肢矯正器具を制御する方法であって、前記外骨格が、人の上体に結合されるように構成可能な胴体部分と、前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節部において前記胴体リンクに回転式に連結可能である少なくとも１つの大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクに回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、前記股関節の動作を制御するための少なくとも第１の作動装置および前記膝関節の動作を制御するための少なくとも第２の作動装置と、前記外骨格を監視するための複数のセンサとを含み、前記方法が、
所望の脚軌道を算出する工程と、
現在の脚の向きを、前記複数のセンサから受け取られた信号から推定する工程と、
前記所望の軌道と前記現在の脚の向きとの間の位置誤差を算出する工程と、
前記位置誤差に基づいて補正作用を算出する工程と、
少なくとも前記第１および第２の作動装置によって補正作用を付与する工程とを含む、方法。
［形態３２］
ユーザインターフェースによって、少なくとも１つの支援パラメータをセラピストに提供する工程と、
前記位置誤差および前記少なくとも１つの支援パラメータの両方に基づいて前記補正作用を算出する工程とをさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態３３］
第２の支援パラメータを提供する工程をさらに含み、１つの支援パラメータは、前記足が前記支持表面と接触状態にあるときに使用され、他方の支援パラメータは、前記足が前記支持表面と接触状態にないときに使用される、形態３２に記載の方法。
［形態３４］
前記誤差をデカルト空間内で算出する工程と、
（１）前記位置誤差が、前記所望の脚軌道に対して接線方向の線の所定角度内にある場合、前記補正作用を前記所望の脚軌道に向かって前記所定の角度に沿って方向付ける工程と、
（２）前記位置誤差が、前記所望の軌道に対して接線方向の前記線の前記所定角度の外側にある場合、前記補正作用を前記現在の脚の向きから前記所望の脚軌道上の現在の場所までの線に沿って方向付ける工程とをさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態３５］
前記所定の角度が、９０度未満である、形態３４に記載の方法。
［形態３６］
前記所定の角度が、７０度である、形態３５に記載の方法。
［形態３７］
前記作動装置によって生成された力が、設定閾値を超え、前記力の前記方向が全体的に上方向であるとき、前記所望の脚軌道を、支持表面とよりすばやく交わるように変更することによって応答する工程をさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態３８］
移動する仮想後壁を、最小の速度進行に基づいて前記所望の脚軌道に沿って確立する工程と、
前記仮想後壁が前記現在の脚の向きに到達するとき、かけられた支援を増大させる工程とをさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態３９］
現在の脚速度を前記複数のセンサから推定する工程と、
所望の軌道速度と前記現在の脚速度との間の速度誤差を算出する工程と、
前記位置誤差および前記速度誤差に基づいて少なくとも１つの制御装置利得を算出する工程と、
前記制御装置利得を用いて前記補正作用を算出する工程とをさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態４０］
現在の脚速度を前記複数のセンサから推定する工程と、
所望の軌道速度と前記現在の脚速度との間の速度誤差を算出する工程と、
前記第１および第２の作動装置および制御システムによって前記所望の脚軌道を辿るように前記少なくとも１つの脚支持体を制御する工程と、
前記所望の脚軌道、前記現在の脚の向き、および前記現在の脚速度から、向きおよび速度における少なくとも１つの軌道誤差を算出する工程と、
前記制御システム内の少なくとも１つの利得を前記軌道誤差に基づいて変更する工程であって、それにより、前記動力式下肢矯正器具が、所望の歩行品質を達成するのに必要とされる最小の支援を提供する、工程とをさらに含む、形態３１に記載の方法。
［形態４１］
前記所望の歩行品質が、セラピストによって命令され、前記方法が、前記少なくとも１つの利得を増大させる前により小さい軌道誤差を可能にするように前記歩行品質を向上させる工程をさらに含む、形態４０に記載の方法。
［形態４２］
外骨格を含む地上リハビリテーション用動力式矯正器具システムであって、外骨格が、
人の上体に結合されるように構成可能である胴体部分と、
前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節において前記胴体リンクと回転式に連結可能である少なくとも大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクと回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、
前記股関節の動作を制御するための第１の作動装置と、
前記膝関節の動作を制御するための第２の作動装置と、
前記外骨格を監視するための複数のセンサと、
前記複数のセンサからの信号に応答して、適応的な可変レベルの支援で前記第１および第２の作動装置を制御するように構成された制御装置とを備える、地上リハビリテーション用動力式矯正器具システム。
［形態４３］
前記外骨格の作動パラメータをリハビリテーションセラピストに伝えるための指示器をさらに備え、前記制御装置は、適応的支援信号を前記リハビリテーションセラピストから受け取るように構成される、形態４２に記載の動力式矯正器具システム。
［形態４４］
フィードバックを前記人に提供するための可聴的または視覚的表示器をさらに備える、形態４２に記載の動力式矯正器具システム。
［形態４５］
前記制御装置が、
ａ．所望の支援軌道を画定するように構成され、
ｂ．１つまたは複数の区画を前記所望の支援軌道に沿って画定するように構成され、
ｃ．前記１つまたは複数の区画の各々に、前記所望の支援軌道からの距離に比例する関数を割り当てるように構成される、形態４２に記載の動力式矯正器具システム。
［形態４６］
前記制御装置が、
ａ．前の位置を軌道に沿って決定するように構成され、
ｂ．現在の位置を前記軌道に沿って決定するように構成され、
ｃ．進行の速度を前記軌道に沿って決定するように構成され、
ｄ．前記前の位置、前記現在の位置、および前記速度から、将来の軌道を推定するように構成される、形態４２に記載の動力式矯正器具システム。
［形態４７］
外骨格を含む地上リハビリテーション用の動力式矯正器具システムであって、外骨格が、
人の上体に結合されるように構成可能である胴体部分と、
前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節において前記胴体リンクと回転式に連結可能である少なくとも大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクと回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、
前記股関節の動作を制御するための第１の作動装置と、
前記膝関節の動作を制御するための第２の作動装置と、
前記外骨格を監視するための複数のセンサと、
所望の脚軌道を算出し、現在の脚の向きを前記複数のセンサから受け取られた信号から推定し、前記所望の軌道と前記現在の脚の向きとの間の位置誤差を算出し、前記位置誤差に基づいて補正作用を算出し、少なくとも前記第１および第２の作動装置によって補正作用を付与するように構成された制御装置とを備える、地上リハビリテーション用の動力式矯正器具システム。
［形態４８］
セラピストに少なくとも１つの支援パラメータを提供するためのユーザインターフェースをさらに備え、前記補正作用は、前記位置誤差および前記少なくとも１つの支援パラメータの両方に基づく、形態４７に記載の動力式矯正器具システム。

Claims (6)

1. 外骨格を含む地上リハビリテーション用動力式矯正器具システムであって、外骨格が、
   人の上体に結合されるように構成可能である胴体部分と、
   前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節において前記胴体部分と回転式に連結可能である少なくとも大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクと回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、
   前記股関節の動作を制御するための第１の作動装置と、
   前記膝関節の動作を制御するための第２の作動装置と、
   前記外骨格を監視するための複数のセンサと、
   最初に、前記外骨格によって前記人の歩行機能を実行するために所定のレベルの支援を確立することと、前記人のパラメータに基づいて前記歩行機能を実行するために前記所定のレベルの支援を適応的に変化させることによって、前記複数のセンサからの信号に応答して、適応的な可変レベルの支援で前記第１および第２の作動装置を制御するように構成された制御装置とを備え、
   前記制御装置が、
   ａ．前記人の前記第１の下肢の所望の支援軌道を画定するように構成され、
   ｂ．１つまたは複数の区画を前記所望の支援軌道に沿って画定するように構成され、
   ｃ．前記１つまたは複数の区画の各々に、前記所望の支援軌道から前記第１の下肢の位置までの距離に比例する関数を割り当てるように構成され、前記関数は前記第１および第２の作動装置の前記可変な所定のレベルの支援を表す、地上リハビリテーション用動力式矯正器具システム。
2. 前記外骨格の作動パラメータをリハビリテーションセラピストに伝えるための指示器をさらに備え、前記制御装置は、適応的支援信号を前記リハビリテーションセラピストから受け取るように構成される、請求項１に記載の動力式矯正器具システム。
3. フィードバックを前記人に提供するための可聴的または視覚的表示器をさらに備える、請求項１に記載の動力式矯正器具システム。
4. 外骨格を含む地上リハビリテーション用動力式矯正器具システムであって、外骨格が、
   人の上体に結合されるように構成可能である胴体部分と、
   前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節において前記胴体部分と回転式に連結可能である少なくとも大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクと回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、
   前記股関節の動作を制御するための第１の作動装置と、
   前記膝関節の動作を制御するための第２の作動装置と、
   前記外骨格を監視するための複数のセンサと、
   最初に、前記外骨格によって前記人の歩行機能を実行するために所定のレベルの支援を確立することと、前記人のパラメータに基づいて前記歩行機能を実行するために前記所定のレベルの支援を適応的に変化させることによって、前記複数のセンサからの信号に応答して、適応的な可変レベルの支援で前記第１および第２の作動装置を制御するように構成された制御装置とを備え、
   前記制御装置が、
   ａ．前の空間的な位置を前記人の前記第１の下肢の軌道に沿って決定するように構成され、
   ｂ．現在の空間的な位置を前記軌道に沿って決定するように構成され、
   ｃ．空間的な進行の速度を前記軌道に沿って決定するように構成され、
   ｄ．前記前の空間的な位置、前記現在の空間的な位置、および前記速度から、前記人の前記第１の下肢の将来の軌道を推定するように構成される、地上リハビリテーション用動力式矯正器具システム。
5. 外骨格を含む地上リハビリテーション用の動力式矯正器具システムであって、外骨格が、
   人の上体に結合されるように構成可能である胴体部分と、
   前記人の第１の下肢に結合されるように構成可能である少なくとも１つの脚支持体であって、股関節において前記胴体部分と回転式に連結可能である少なくとも大腿部リンクと、膝関節において前記大腿部リンクと回転式に連結可能である脛部リンクとを含む、少なくとも１つの脚支持体と、
   前記股関節の動作を制御するための第１の作動装置と、
   前記膝関節の動作を制御するための第２の作動装置と、
   前記外骨格を監視するための複数のセンサと、
   前記第１の下肢の所望の脚軌道を算出し、現在の脚の位置を前記複数のセンサから受け取られた信号から推定し、前記所望の軌道上の点と前記現在の脚の位置との間の位置誤差を算出し、前記位置誤差に基づいて補正作用を算出し、前記位置誤差を減少するように前記第１の下肢を動かすために少なくとも前記第１および第２の作動装置によって補正作用を付与するように構成された制御装置とを備え、
   前記制御装置は、
   最初に、前記外骨格によって前記人の歩行機能を実行するために所定のレベルの支援を確立することと、前記人のパラメータに基づいて前記歩行機能を実行するために前記所定のレベルの支援を適応的に変化させることによって、前記複数のセンサからの信号に応答して、適応的な可変レベルの支援で前記第１および第２の作動装置を制御するようにさらに構成される、地上リハビリテーション用の動力式矯正器具システム。
6. セラピストに少なくとも１つの支援パラメータを提供するためのユーザインターフェースをさらに備え、前記補正作用は、前記位置誤差および前記少なくとも１つの支援パラメータの両方に基づく、請求項５に記載の動力式矯正器具システム。

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