JP7177318B2

JP7177318B2 - 障害のある足首の運動期中の経済的な、携帯用の欠損調整型の適応的な補助を提供する方法および装置

Info

Publication number: JP7177318B2
Application number: JP2017564398A
Authority: JP
Inventors: ロイ，アニンド; エフ．マッコ，リチャード
Original assignee: ザユニバーシティオブメリーランド，ボルチモア; ザユナイテッドステイツオブアメリカアズレプリゼンティッドバイザデパートメントオブベテランズアフェアーズ
Priority date: 2015-06-22
Filing date: 2016-06-20
Publication date: 2022-11-24
Anticipated expiration: 2036-06-20
Also published as: JP2020199267A; US20180160946A1; CN107921631A; US11337622B2; JP2022174063A; CA2989421C; JP7385805B2; WO2016209770A1; EP3310538A1; IL256330B; EP3878603A1; CN107921631B; IL256330A; EP3310538A4; JP7385875B2; JP2018524065A; CA2989421A1

Description

＜関連出願への相互参照＞
本出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）の下で、２０１５年６月２２日に出願された、米国仮特許出願第６２／１８２，７７９号の利益を主張し、その内容全体は、本明細書に十分に明記されるように引用によって本明細書に組み込まれる。

患者は、１つ以上の関節を動かす患者の能力に影響を与える、脳卒中などの病状を患っているときに、関節の可動性および調節を取り戻すために、身体のリハビリテーションを慣例的に受ける。従来の身体のリハビリテーションの１つの形態では、セラピストは、運動サイクルの複数の運動期を介して患者の関節を押すか又は滑らかに動かす。そのような理学療法の単調さ及び変動性を縮小するために、外骨格型ロボットが導入された。そのような身体のリハビリテーションの従来の形態には、複数の運動期にわたって、障害のある関節に健康な関節の規定された動態（ｐｒｅｓｃｒｉｂｅｄｄｙｎａｍｉｃｓ）を課するために、障害のある関節に取り付けられる外骨格型ロボットの使用が伴っている。

関節に障害のある患者のための身体のリハビリテーションの従来の方法が、運動の低下した速度及び／又は範囲で運動しているかもしれない患者の障害のある関節上に、運動の通常の速度及び／又は範囲にある健康な関節の規定された動態を課す、外骨格型ロボットを使用するため、不十分であることが本明細書で認識されている。障害のある関節上に課された健康な関節の動態間のこのミスマッチは、結果として、障害のある関節の運動がロボットによって支援されずに阻害される、ロボットと患者との間の同調していない動態につながり、患者の不安定化にもつながりかねない。

実施形態の第１のセットでは、障害のある足首の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための装置が提供される。該装置は、ピボットに接続された１対の梁（ｂｅａｍｓ）を含む外骨格型足首ロボットに接続するように構成された可変トルクモーターを含む。１対の梁は、被験体の足首で分けられた被験体の第１の肢および第２の肢に連結されるように構成されている。可変トルクモーターは、第１の平面のみでピボットのまわりにロボットにより適用されたトルクを与えるように構成されている。該装置はさらに、複合の足首機能の複数の運動期中に少なくとも１つの第１のセンサーから第１のデータを受信するように構成されたセンサー入力を有するプロセッサーを含む。プロセッサーは、一連の命令を伴うメモリを含み、一連の命令を伴うメモリは、プロセッサーを用いて、正常な被験体および障害のある被験体によって外骨格型ロボット足首に適用されたそれぞれのロボット状態パラメーターに基づいて、装置に各運動期に対する欠損パラメーターを判定させるように構成されている。メモリおよび一連の命令はさらに、第１のセンサーの現在の第１のデータに基づいた現在の運動期に基づいて、装置にロボットにより適用されたトルクに対する適応的なタイミングを判定させるように構成されている。メモリおよび一連の命令はさらに、現在の運動期に対する欠損ロボット状態パラメーターに基づいて、装置にロボットにより適用されたトルクに対する適応的な規模（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）（例えば、１つの歩行サイクルから別の歩行サイクルまでの、または段ごとの遊脚期中に変化するロボットにより適用されたピークトルクの規模）を判定させるように構成されている。可変トルクモーターは、適応的な規模および適応的なタイミングを受信するためにメモリと通信しており、適応的なタイミングに基づいて現在の運動期中にピボットに第１の平面のみにおいて適応的な規模でロボットにより適用されたトルクを与えるように構成されている。該装置は携帯用であり、被験体によって持ち運ばれるように構成されている。

実施形態の第２のセットでは、障害のある足首の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための方法が提供される。該方法は、プロセッサー上で、各運動期での正常な被験体に対する外骨格型足首ロボットのためのロボット状態パラメーター痕跡と障害のある被験体に対するロボット状態パラメーター痕跡との間の差に基づいて、複合の足首機能の各運動期に対する欠損パラメーターのための値を判定する工程を含む。該方法は、プロセッサー上で、現在のセンサーデータから、現在のセンサー状態に基づいた現在の運動期に基づいて、ロボットにより適用されたトルクに対する適応的なタイミングを判定する工程をさらに含む。該方法はさらに、プロセッサー上で、現在の運動期の欠損ロボット状態パラメーターの値に基づいて、ロボットにより適用されたトルクに対する適応的な規模を判定する工程を含む。該方法はさらに、適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期（例えば歩行の遊脚期）に対する第１の平面のみでロボットにより適用されたトルクに対する適応的な規模を、外骨格型ロボット足首に適用する工程を含む。

本発明のさらに他の態様、特徴、および利点は、単に本発明を実行するために熟考された最良の様式を含む多くの特定の実施形態および実施を例証することによって、以下の詳細な説明から容易に明白となる。本発明はまた、他の及び異なる実施形態も可能であり、その幾つかの詳細は、すべてが本発明の精神および範囲から逸脱することなく、様々な明白な点において変更することができる。したがって、図面および説明は、本質的に例示であるとみなされ、限定するものではない。

本発明は、添付図面の図において、限定することなく、例として例証され、そこで、類似した参照符号は類似した要素を指す。

図１Ａは、一実施形態による、障害のある関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となるシステムを例証するブロック図である。図１Ｂは、一実施形態による、複数の運動期にわたる、正常な及び障害のある被験体および適用されたロボット状態パラメーターに対するロボット状態パラメーター痕跡の一例を例証する。図２は、一実施形態による、障害のある関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図３は、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となるシステムを例証する。図４Ａは、一実施形態による、足首関節の歩行サイクルの複数の運動期のダイアグラムである。図４Ｂは、一実施形態による、図４Ａの歩行サイクルの複数の運動期にわたるセンサー状態出力の痕跡である。図５は、一実施形態による、フットスイッチ出力に基づいて足首関節に対する複数の運動期を判定する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図６は、ａｎｋｌｅｂｏｔを着用している身体および足の寸法を例証するダイアグラムである。図７は、一実施形態による、歩行サイクルの踵接地の運動期に対する運動モデルを判定する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図８は、一実施形態による、被験体の体重および望ましいピーク角速度に基づいた最小の減衰パラメーター痕跡の一例を例証するグラフである。図９は、一実施形態による、歩行サイクルの初期の遊脚運動期に対する運動モデルを判定する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図１０Ａは、一実施形態による、望ましいピーク遊脚角度に対する被験体の実際のピーク遊脚角度の比率に基づいた最小の剛性パラメーター痕跡の一例を例証するグラフである。図１０Ｂは、一実施形態による、ａｎｋｌｅｂｏｔを着用している身体および足の実例となる寸法を例証するダイアグラムである。図１１は、一実施形態による、複数の運動期にわたる正常な及び障害のある被験体に対する角度痕跡の一例を例証するグラフである。図１２は、一実施形態による、歩行サイクルの各運動期に対する欠損角度を判定する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図１３は、一実施形態による、最小の剛性パラメーターに基づいたパラメーター化された欠損角度痕跡の一例を例証するグラフである。図１４は、一実施形態による、最小の減衰パラメーターに基づいた、パラメーター化された欠損トルク痕跡の一例を例証するグラフである。図１５は、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となるシステムを例証するブロック図である。図１６は、各運動期において適用されたトルクの適応的な規模の変化を予測する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図１７は、一実施形態による、多くの理学療法セッションにわたる最小の剛性パラメーターの痕跡の一例である。図１８は、一実施形態による、多くの理学療法セッションにわたる最小の減衰パラメーターの痕跡の一例を例証するグラフである。図１９は、本発明の実施形態が実施され得るコンピューターシステムを例証するブロック図である。図２０は、本発明の実施形態が実施され得るチップセットを例証するブロック図である。図２１Ａは、一実施形態による、一次元のａｎｋｌｅｂｏｔの使用前後のピーク遊脚角度データの一例を例証するグラフである。図２１Ｂは、一実施形態による、一次元のａｎｋｌｅｂｏｔの使用前後の足の異なる部分の初期接触の度数分布の一例を例証するヒストグラムである。図２２のＡおよびＢは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２２のＣは、図２２のＡ－Ｂの軽量携帯用システムにおいて靴にリニアアクチュエータを連結するために使用される代替的なボールジョイントコネクターの一例を例証するブロック図である。図２３のＡおよびＢは、別の実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２４は、図２の方法で適応的なタイミングを判定する方法の一例を例証するフローダイアグラムである。図２５は、図４Ａの歩行サイクルの複数の運動期にわたる、センサー状態出力の痕跡および足に適用されたトルクを例証する一致した対のグラフである。図２６は、別の実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２７は、図２２のＡ－Ｂの軽量携帯用システムにおいて被験体によって持ち運ばれた電源の一例を例証するブロック図である。図２８Ａは、階段を上る間の被験体によって使用される図３の実例となるシステムである。図２８Ｂは、システムの補助モードおよび非補助モードの間の足底－背屈面で測定された図２８Ａにおける被験体の角度痕跡の一例を例証する１対のグラフである。図２９Ａは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２９Ｂは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２９Ｃは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２９Ｄは、図２９Ａ－２９Ｃの軽量携帯用システムにおいて足にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される遠位の取り付けの一例を例証するブロック図である。図２９Ｅは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２９Ｆは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証するブロック図である。図２９Ｇは、図２９Ｅ－２９Ｆの軽量携帯用システムにおいて足にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される遠位の取り付けの一例を例証するブロック図である。図２９Ｈは、図２９Ｇの遠位の取り付けのあぶみの一例を例証するブロック図である。図３０Ａは、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となる軽量携帯用システムを例証する写真である。図３０Ｂは、図３０Ａの軽量携帯用システムにおいて足にリニアアクチュエータを連結するために使用される遠位の取り付けの一例を例証する写真である。図３０Ｃは、図３０Ａの軽量携帯用システムにおいて脚にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される近位の取り付けの一例を例証する写真である。図３０Ｄは、図３０Ａの軽量携帯用システムにおいて脚にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される近位の取り付けの一例を例証する写真である。図３０Ｅは、図３０Ｃ－３０Ｄの近位の取り付けにおいて脚にリニアアクチュエータを連結するために使用される取り付けブロックの一例を例証するブロック図である。図３０Ｆは、図３０Ｃ－３０Ｄの近位の取り付けにおいて脚にリニアアクチュエータを連結するために使用される取り付けブロックの一例を例証するブロック図である、図３１Ａは、図３０Ａの軽量携帯用システムにおいて足にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される遠位の取り付けの一例を例証するブロック図である。図３１Ｂは、図３０Ａの軽量携帯用システムにおいて足にリニアアクチュエータを連結するための梁として使用される遠位の取り付けの一例を例証するブロック図である。図３１Ｃは、図３１Ａ－３１Ｂの遠位の取り付けにおいて足にリニアアクチュエータを連結するために使用されるボールジョイントの一例を例証するブロック図である。図３２は、一実施形態による、ａｎｋｌｅｂｏｔを着用している身体および足の実例となる寸法を例証するダイアグラムである。

障害のある関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための方法および装置が記載される。以下の説明の目的のために、障害のある関節は、患者が受けた損傷または病状が原因で、障害のある運動を経験する人体の関節として定義される。以下の記載では、説明目的で、本発明の徹底的な理解を提供するために、多数の具体的な詳細が明記される。しかしながら、本発明がこれらの具体的な詳細なしで実施され得ることは、当業者に明白となる。他の事例では、不必要に本発明を不明瞭にしないようにするために、周知の構造および装置がブロック図の形態で示される。

足首関節、股関節、または膝関節などの障害のある関節のトレーニングの間に、複数の運動期にわたる欠損調整型の適応的な補助を提供することに関連して、本発明の幾つかの実施形態が以下に記載されている。しかしながら、本発明はこの関連に限定されない。他の実施形態では、欠損調整型の適応的な補助は、健康な関節のトレーニングまたは強化の間に複数の運動期にわたって提供される。他の実施形態では、可動性機能を改善するための障害のある関節のリハビリテーションのために、多様な神経学的個体群においてモジュラーロボット工学を利用するための方法または装置が提供される。この実施形態の適用は、後のセクションにおいてより詳細に記載されているように、異なる神経学的疾患および異なる関節を包含する。

患者の可動性および感覚機能の回復を助けるために、患者の失われた肢を交換するように設計されている切断義肢（ａｍｐｕｔａｔｉｏｎｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ）の関連で、幾つかの実施形態が利用される。糖尿病性神経障害に対処するために足の圧力および路面反力を調節する関連で、幾つかの実施形態が使用される。足病学、整形外科学および義肢学のための転帰を改善するための運動学習の関連で、幾つかの実施形態が利用される。麻痺性の（例えば、罹患した）足首の寄与（ｃｏｎｔｒｉｂｕｔｉｏｎ）を増大させることによって、患者が脳卒中を経験した後に歩行およびバランスの機能を改善する関連で、幾つかの実施形態が利用される。多発性硬化症（ＭＳ）、パーキンソン病、神経障害または末梢神経障害の関連で、幾つかの実施形態が使用される。

広い範囲を明記する数値の範囲およびパラメーターが、近似値であるにもかかわらず、具体的な限定しない例において明記された数値は、できるだけ正確に報告されている。しかしながら、数値は、それぞれの試験測定値に見られた標準偏差に必然的に起因する特定の誤差を本質的に含んでいる。さらに、本明細書に開示される範囲はすべて、包含されるすべての部分範囲を含むことが理解されるべきである。例えば、「１０未満」の範囲は、０の最小値と１０の最大値の間のすべての部分範囲、すなわち、０以上の最小値および１０以下の最大値、例えば１乃至４、を有するすべての部分範囲を含むことができる。本明細書で使用されるように、特定の数あたりの値は、特定の数を有する２の倍数または特定の数に対する最下位数によって与えられた暗示精度（ｉｍｐｌｉｅｄｐｒｅｃｉｓｉｏｎ）のいずれかを意味することが理解される。

１．概略
患者が関節の１つ以上に影響を与える損傷または病状を患うとき、関節を動かす及び調節する患者の能力は損なわれる。例えば、患者は、損傷または病状前に以前に達成可能であったトルクで関節を動かすことができないかもしれない。さらに、患者は、損傷または病状前に以前に達成可能であった、一連の運動によって、速度または配向で関節を動かすことができないかもしれない。様々な実施形態によると、処置の間の障害のある関節のための補助の適応的な規模またはタイミング、あるいは幾つかの組み合わせを判定するために、障害のある関節の運動のこれらのパラメーターを測定するためのセンサーが提供される。

関節が一連の運動によって動かされるときに、この一連の運動は複数の運動期を含む。患者が、１つ以上の関節の可動性に影響を与える損傷または病状を患うときに、この障害のある関節は、これらの運動期の１つ以上の間に及びこれらの運動期のタイミングにおいて影響を与えられ得る。例えば、障害のある関節を有する患者は、関節の第１の運動期中に関節の障害のある運動を経験するだけかもしれず、残りの運動期中に関節の正常な運動ができるかもしれないが、これらの運動期のタイミングは遅くなるかもしれない。様々な実施形態によると、処置の間の障害のある関節のための補助の適応的なタイミングを判定するために、関節が障害のある運動期の各々にある時間を検出するためのセンサーが提供される。様々な実施形態では、欠損の規模は、各運動期中の補助のための適応的な規模を判定するために、各運動期中に判定される。

図１Ａは、一実施形態による、障害のある関節（１９２）のトレーニングの間の複数の運動期にわたる欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となるシステム（１００）を例証するブロック図である。障害のある関節（１９２）は、被験体（１９０）の身体（１９１）に肢（１９３）を接続する関節であり得、ここで被験体（１９０）は、負った損傷または病状が原因で、障害のある関節（１９２）の可動性が制限されている。関節（１９２）の複合機能中に、障害のある関節（１９２）は、複数の運動期にわたって動かされる。身体部分（１９１）、関節（１９２）および肢（１９３）を有する被験体（１９０）は、例証目的で描写されているが、被験体（１９０）はシステム（１００）の部分ではない。システム（１００）は、外骨格型関節（１１０）、被験体センサー（１２０）、および欠損を調整された駆動モジュール（１５０）とともに構成されたコントローラー（１４０）を含む。

外骨格型関節（１１０）は、被験体の関節（１９２）のいずれかの側で身体（１９１）およびの肢（１９３）に固定された、それぞれ１対の梁（１１２ａ）、（１１２ｂ）を接続するピボット（１１４）を含む。外骨格型関節（１１０）はまた、（例えば、駆動チェーン（１１８）によって）ピボット（１１４）上にトルクを与える可変トルクモーター（１１６）を含む。幾つかの実施形態では、外骨格型ロボット関節（１１０）はまた、梁（１１２ａ）と（１１２ｂ）との間の角度のためのセンサーなどの、ロボット（１１０）の非トルク状態を判定するための１つ以上のロボットセンサー（１２１）を含む。

被験体センサー（１２０）（利便性のために、センサー（１２０）とも呼ぶ）は、複数の状態を出力し、ここで少なくとも幾つかの出力された状態は、障害のある関節（１９２）のそれぞれの運動期を示す。一実施形態では、センサー（１２０）は、障害のある関節（１９２）が第１の運動期にあるときに第１の状態を出力し、障害のある関節（１９２）が第２の運動期であるときに第２の状態を出力する。可変トルクモーター（１１６）はまた、駆動されないときに、幾つかの実施形態において、被験体が外骨格型ロボット関節（１１０）に接続されている（例えば、それを着用している）間に、被験体（１９０）によってピボット（１１４）に適用されたトルクに反応する電流または電圧を出力する。幾つかの実施形態では、モーター（１１６）によって出力された電流または電圧は、各運動期中に被験体の関節（１９２）の運動によって適用されたトルクなどの、外力によって適用されたトルクを測定するためのトルクセンサーとして使用される。幾つかの実施形態では、モーター（１１６）からのトルク測定値から位置データが推論される。幾つかの実施形態では、追加のロボットセンサー（１２１）の１つ以上は、各運動期中の関節（１９２）の速度及び／又は角度などの位置データを測定する。図１Ａにさらに例証されるように、コントローラー（１４０）は、トルクモーター（１１６）を駆動させ、梁（１１２ａ）、（１１２ｂ）が、外力、または幾つかの組み合わせによって移動されるときに、トルクモーター（１１６）によって出力された電流または電圧に基づくロボット状態パラメーターデータまたは追加のロボットセンサー（１２１）によって出力された位置または角度のデータを受信し、有線または無線のセンサー通信チャネル（１２２）に沿って、センサー（１２０）および（１２１）に接続される。様々な実施形態では、コントローラー（１４０）は、図１４に描写されるような汎用コンピューターシステムまたは図１５に描写されるようなチップセット、およびコンピューターまたはチップセットに、図２に関連して以下に記載される方法の１つ以上の工程を実行させる命令を含む。

図１Ｂは、一実施形態による、正常な及び障害のある被験体に対するロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）、（１６６ｂ）の実例となるグラフ（１６０）を例証する。横軸（１６２）は、運動期シーケンス内の相対単位での時間を示す。左の縦軸（１６４）は、相対単位での、被験体が達成した角度または被験体が適用したトルクなどの、ロボット状態パラメーターを示し；右の縦軸（１６８）は、整数単位での、１つ以上の被験体センサー（１２０）の収集の状態を示す。痕跡（１６９）は、右の縦軸（１６８）に基づいた、経時的な５つの異なる運動期のシーケンスの中のセンサー状態の変化を描写する。それぞれの異なる運動期は、センサー（１２０）からの出力の異なる状態に関連付けられている。例えば、運動期Ａは、センサーからの出力がないことに関連付けられており、運動期Ｃは、１つ以上のセンサーからの最大出力に関連付けられている。

痕跡（１６６ａ）は、正常な被験体が複数の運動期によって関節（１９２）を動かすときのロボット状態パラメーター値に基づいており、左の縦軸（１６４）に対してプロットされている。同様に、痕跡（１６６ｂ）は、障害のある被験体が複数の運動期によって関節（１９２）を動かすときのロボット状態パラメーターに基づいており、左の縦軸（１６４）に対してプロットされている。２つの痕跡の時間軸は、横軸（１６２）上に示される通り、各痕跡に対する運動期が並べられる（ａｌｉｇｎｅｄ）ように、互いに対して調整されている。これは、障害のある患者が正常な被験体とは異なる速度で運動期を進行させることを考慮に入れている。コントローラー（１４０）は、ロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）、（１６６ｂ）データ）を受信する。コントローラー（１４０）はまた、センサー（１２０）からセンサー状態（１６８）を受信し、これは、関節（１９２）の現在の運動期を示している。駆動モジュール（１５０）は、それぞれのロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）、（１６６ｂ）の間の差に基づいて、コントローラー（１４０）に各運動期に対する欠損痕跡（１６７）を判定させる。駆動モジュール（１５０）はまた、差に基づいてモーター（１１６）を駆動させるように構成されている。一実施形態では、駆動モジュール（１５０）は、各運動期に対して、正常な被験体のロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）と障害のある被験体のロボット状態パラメーター痕跡（１６６ｂ）との間の差を計算することによって、各運動期に対する平均欠損（１６７）を判定する。可変トルクモーター（１１６）によって関節（１９２）に与えられた適用されたロボット状態パラメーターは、各運動期に対する運動期および関連する欠損パラメーター（１６７）に基づいて、各運動期に対する駆動モジュール（１５０）によって判定された運動期および駆動モジュール（１５０）からの適応的な規模に左右される。

幾つかの実施形態では、運動モデルは、痕跡（１６９）によって示される運動期の１つ以上を記載するために使用される。運動モデルは、１セットの１つ以上のモデルパラメーターに基づいて各運動期中にロボット状態パラメーターをパラメーター化する。正常な被験体は、モデルのこれらのモデルパラメーターに対する１セットの値を示すと予期される。障害のある被験体は、そのセットの値からいくらかの偏差を示すと予期される。幾つかの実施形態では、運動モデルを使用して、障害のある被験体を補助するために外骨格型ロボット関節にトルクを適用するべきであるかの判定、およびその量は、障害のある患者に対する１セットのモデルパラメーターのための１セットの値は、１セットの正常値のいくらかのパーセンテージを表わす閾値セットの値を超えるか又は下回る。

現在の運動期におけるロボット状態パラメーター欠損（１６７）が、ロボット状態パラメーター閾値未満である場合、現在の運動期に対する適応的な規模は、コントローラー（１４０）が現在の運動期中に適用されたトルク信号を可変トルクモーター（１１６）に送信しないように調節される。現在の運動期におけるロボット状態パラメーター欠損（１６７）が、ロボット状態パラメーター閾値より大きい場合、現在の運動期に対する適応的な規模は、コントローラー（１４０）が現在の運動期中に適用されたトルク信号を可変トルクモーター（１１６）に送信するように調節される。

図２は、一実施形態による、障害のある関節（１９２）の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供する方法（２００）の一例を例証するフローダイアグラムである。
例えば、方法（２００）の工程は、コントローラー（１４０）のモジュール（１５０）によって適用される。図２のフローダイアグラムは、例証目的のために特定の順序で不可欠な工程として描写されているが、他の実施形態では、１つ以上の工程またはそれらの一部が、異なる順序で、時間的に重なり合って、連続して、または平行して実行されるか、または省略され、あるいは１つ以上の追加の工程が加えられるか、あるいは方法が、方法の幾つかの組み合わせで変更される。

開始後、工程（２０１）において、複合の関節機能に対する複数の運動期は、モジュール（１５０）上で判定される。幾つかの実施形態では、運動期は、複合運動を実行する１以上の正常な被験体のビデオにおいて観察された運動を分析することによって判定される。その後、各運動期に対するセンサー（１２０）の状態は、正常な被験体のために各運動期に対するセンサー（１２０）のセンサー状態を記録することによって判定される。幾つかの実施形態では、各運動期に関連付けられたセンサー状態は、モジュール（１５０）に関連付けられたメモリ上に保存される。幾つかの実施形態では、工程（２０１）において、各運動期に対する運動モデルも判定される。例えば、運動モデルは、モジュール（１５０）上の命令セットとしてプログラムされる。後のセクションに記載される実例となる実施形態では、歩行の様々な運動期中の足首に対する数学的運動モデルは、モジュール（１５０）へとプログラムされる。

工程（２０３）において、各運動期中の正常な被験体における梁（１１２）の角度などの、ロボット状態パラメーターは、モーター（１１６）がコントローラー（１４０）によって駆動されないときに、例えば、センサー（１２１）からの角度測定値の新しい又は過去の記録物に基づいて判定される。幾つかの実施形態では、工程（２０３）の間、外骨格型ロボット関節（１１０）は、外骨格型ロボット関節（１１０）がトルクを適用しない中で複数の運動期によって梁（１１２）を動かす正常な被験体に取り付けられている。

工程（２０５）の間、外骨格型ロボット関節（１１０）は、外骨格型ロボット関節（１１０）がトルクを適用しない中で複数の運動期によって梁（１１２）を動かす障害のある被験体に取り付けられている。障害のある被験体が、複数の運動期によって梁（１１２）を動かすと、センサー（１２０）は、センサー通信チャネル（１２２）に沿ってモジュール（１５０）にセンサー状態（１６８）を送信し、そのため、モジュール（１５０）は、センサー状態（１６８）に対応する運動期を判定することができる。さらに、障害のある被験体が、複数の運動期によって梁（１１２）を動かすと、センサー（１２０）は、各運動期中の関節（１９２）の運動の間の関節（１９２）の角度などのロボット状態パラメーターを測定し、このロボット状態パラメーターデータをコントローラーに送信する。運動モデルが使用される場合、モジュール（１５０）は、各運動期中の梁（１１２）の運動の測定されたモデルパラメーターを、各運動期に対する運動のそれぞれの閾値パラメーターと比較する。

工程（２０７）において、各運動期に対する欠損パラメーター痕跡（１６７）は、モジュール（１５０）によって判定される。工程（２０３）、（２０５）においてロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）、（１６６ｂ）を受信した後、工程（２０７）において、モジュール（１５０）は、各運動期に対して、正常なロボット状態パラメーター痕跡（１６６ａ）と障害のあるロボット状態パラメーター痕跡（１６６ｂ）との間の差を計算することによって、欠損パラメーター痕跡（１６７）を判定する。運動モデルを使用する実施形態では、パラメーター欠損は、１つ以上のモデルパラメーターの値としてパラメーター化される。

工程（２０９）において、ロボットにより適用されたトルクに対する適応的なタイミングは、現在のセンサー状態に基づいてモジュール（１５０）によって現在の運動期に対して判定される。例えば、現在のセンサー状態が図１Ｂにおける最大の曲線（１６９）である場合、モジュール（１５０）は、現在の運動期が運動期Ｃであると判定する。その後、モジュール（１５０）は、現在の運動期における欠損パラメーター（１６７）をロボット状態パラメーター閾値と比較する。現在の運動期におけるパラメーター欠損（１６７）がロボット状態パラメーター閾値未満であるとモジュール（１５０）が判定する場合、モジュール（１５０）は、現在の運動期中に適用されたトルク信号を可変トルクモーター（１１６）に送信しない。現在の運動期における欠損パラメーター（１６７）がロボット状態パラメーター閾値より大きいとモジュール（１５０）が判定する場合、モジュール（１５０）は、現在の運動期中に適用されたトルク信号を可変トルクモーター（１１６）に送信する。

工程（２１１）において、ロボットにより適用されたトルクに対する適応的な規模は、モジュール（１５０）によって現在の運動期に対して判定される。現在の運動期（例えば運動期Ｃ）中に適用されたトルクの適応的な規模を判定するために、モジュール（１５０）は、現在の運動期に対する計算された欠損パラメーター（１６７）、または運動モデルのパラメーター化された値を使用する。一実施形態において、欠損パラメーター（１６７）は、現在の運動期内で変化し得るが、モジュール（１５０）は、現在の運動期（例えば運動期Ｃ）の全体にわたって適用されたトルクに対して、固定された適応的な規模、または規模のモデル曲線を判定するために、現在の運動期に対する工程（２０１）からの判定された運動モデルを使用する。

工程（２１３）において、ロボットにより適用されたトルクの適応的な規模は、現在の運動期に対する適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期に対するピボット（１１４）上の可変トルクモーター（１１６）によって適用される。工程（２１３）の間、モジュール（１５０）は、工程（２０９）からの現在の運動期に対する適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期に対する適用されたトルクのための適応的な規模データを可変トルクモーター（１１６）に送信する。モジュール（１５０）から適応的な規模データを受信すると、可変トルクモーター（１１６）は、適用されたトルクに現在の運動期中のピボット（１１４）上の適応的な規模を与える。この適用されたトルクは、身体（１９１）に対して肢（１９３）を動かす被験体（１９０）を補助し、したがって関節（１９２）を訓練する。

工程（２１５）において、梁（１１２）が運動サイクルの最後の運動期に達したかどうかに基づいて、関節（１９２）が運動サイクルの終わりに達したかどうかについて、モジュール（１５０）によって測定が行われる。関節（１９２）が運動サイクルの終わりに達したかどうかを判定するために、モジュール（１５０）は、梁（１１２）が最後の運動期（例えば運動期Ｅ）にあることを、センサー（１２０）からモジュール（１５０）によって受信されたセンサー状態（１６８）が示すかどうかを判定する。工程（２０１）において、モジュール（１５０）は、最後の運動期を示すセンサー状態（１６８）を含む、各運動期に対するセンサー状態（１６８）を判定した。したがって、工程（２１５）において、モジュール（１５０）は、最後の運動期に対するセンサー状態（１６８）を現在の運動期に対するセンサー（１２０）から受信されたセンサー状態（１６８）と比較する。梁（１１２）が最後の運動期に達していないとモジュール（１５０）が判定する場合、方法は工程（２０９）に戻る。梁が最後の運動期に達したとモジュール（１５０）が判定する場合、方法は続いて工程（２１７）に進む。

工程（２１７）において、理学療法セッションが終了したかどうかについて、モジュール（１５０）によって測定が行われる。理学療法セッションが終了したかどうかを判定するために、モジュール（１５０）は、幾つの梁（１１２）の運動サイクルが完了したのかを判定し、この数を理学療法セッションに対する運動サイクルの閾値数と比較する。梁（１１２）が運動サイクルの閾値数を完了している場合、モジュール（１５０）は、理学療法セッションが終了したと判定し、方法は工程（２１９）に進む。梁（１１２）が運動サイクルの閾値数を完了していない場合、モジュール（１５０）は、理学療法セッションが終了していないと判定し、方法は、上に記載される工程（２０９）に進む。

工程（２１９）において、患者に対する理学療法が終了したかどうかについて、モジュール（１５０）によって測定が行われる。患者のための理学療法が終了したかどうかを判定するために、モジュール（１５０）は、幾つの理学療法セッションが患者によって完了したのかを判定し、この数を理学療法に対する理学療法セッションの閾値数と比較する。患者が理学療法セッションの閾値数を完了していない場合、モジュール（１５０）は、患者に対する理学療法が終了したと判定し、方法は終了する。患者が理学療法セッションの閾値数を完成していなければ、モジュール（１５０）は、患者のための理学療法が終了していないと判定し、方法は工程（２２１）に進む。

工程（２２１）において、患者の進行に基づいて、適用されたトルクの適応的な規模の変化を予測するべきかどうかについて、モジュール（１５０）によって測定が行われる。モジュール（１５０）が、適用されたトルクの適応的な規模の変化を予測するべきではなく、代わりに適用されたトルクの適応的な規模の変化を再度測定するべきであると判定する場合、方法は工程（２０５）に進む。方法は、その後、工程（２０５）（２０７）、（２０９）において各運動期に対する欠損パラメーター（１６７）を再度測定することによって、適用されたトルクの適応的な規模のあらゆる変化を測定し、その後、この再度測定された欠損パラメーター（１６７）を使用して、各運動期に対する工程（２１１）における適応的な規模の変化を測定する。モジュール（１５０）が、適用されたトルクの適応的な規模の変化を予測するべきであると判定する場合、方法は工程（２２３）に進む。

工程（２２３）において、モジュール（１５０）によって、適用されたトルクの適応的な規模の変化における予測が行われる。適用されたトルクの適応的な規模の変化を予測するために、モジュール（１５０）は、運動学習のモデルを使用し、それによって、完了した運動サイクルの数などの１つ以上のロボット状態パラメーターに基づいて、欠損パラメーター（１６７）における変化を予測する。モジュール（１５０）が、運動学習のモデルを使用して、欠損パラメーター（１６７）における変化を予測した後、方法は、工程（２０５）、（２０７）に進むことによってこの予測を確認し、ここで欠損パラメーター（１６７）は再度測定される。一実施形態において、モジュール（１５０）が、運動学習のモデルを使用して、欠損パラメーター（１６７）における変化を予測した後、方法は、欠損パラメーター（１６７）における予測された変化を確認する必要がなく、工程（２０９）に直接戻ってもよい。

２．実例となる実施形態
Ａ．足首
足首が歩行およびバランスのバイオメカニクスにおいて重要な役割を果たすため、麻痺性の（例えば、罹患した）足首の寄与を増大させることによって、患者が脳卒中を経験した後に歩行およびバランスの機能を改善する関連で、本発明の１つの実例となる実施形態が利用される。脳卒中後に、歩行のこれらの生態学的側面の幾つか（またはすべて）は妨害される。例えば、「下垂足」は、足を上げる背屈筋の弱さによって引き起こされる一般的な障害である。下に議論されるように、下垂足の存在は、安全且つ効率的な歩行に必要な歩行サイクルの立脚期から遊脚期への移行時に障害のある足が地面から十分に離れる（ｃｌｅａｒ）能力を妨害する。結果として、下垂足は、しばしば、「つま先の引きずり（ｔｏｅｄｒａｇ）」（すなわち、歩行サイクルの遊脚期中の障害のある足の引きずり）；「フットスラップ（ｆｏｏｔｓｌａｐ）」（すなわち、地面との制御されない最初の足接触）、及び／又は転倒の原因である歩行サイクルの立脚期中の横方向不安定性（足のその中線への内向きのひねり）を含む、歩行中の１つ以上の合併症につながる。

実例となる実施形態によると、外骨格型ロボット関節（１１０）は、ａｎｋｌｅｂｏｔである。図３は、一実施形態による、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を提供するための実例となるシステムを例証する写真である。システムは、被験体の足首関節のいずれかの側で身体および足に固定されるａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）を含む。図３に示されるように、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、被験体によって着用される及びクイックコネクター（３０６）で被験体に固定される、（肢（１９３）への接続のための梁（１１２ｂ）に対応する）靴（３０２）および膝装具（３０４）を含む。ストラップ（３０８）が被験体の足のブリッジ上に付けられる。その後、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の残りは、１対のクイックロック（３１０）を使用して膝装具（３０４）に取り付けられる。

ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、（梁（１１２ａ）および駆動チェーン（１１８）に対応する）１対のリニアアクチュエータ（３１６）を介して靴（３０２）に接続される（モーター（１１６）に対応する）モーター（３１４）を含み、１対のリニアアクチュエータ（３１６）を介して足首関節のまわりで靴（３０２）上にトルクを選択的に与える。実例となる実施形態では、モーター（３１４）は、１対のブラシレスＤＣモーターであり、その各々は、０．２５ニュートンメートルの連続的な停動トルク（Ｎ－ｍ）および０．８Ｎｍの即時ピークトルク生成することができる。トラクション駆動装置（３１６）は、クイックロック（３１０）および（ピボット（１１４）に対応する）ボールジョイント（３２０）を使用して、靴（３０２）のいずれかの側に接続され、ボールジョイント（３２２）でモーター（３１４）に接続される。（１つのロボットセンサー（１２１）に対応する）第１の位置センサー（３１２）は、靴（３０２）の位置または角度を測定し、この位置または角度の情報をモーター（３１４）に送信し、モーター（３１４）を整流する（ｃｏｍｍｕｔａｔｅ）。実例となる実施形態では、第１の位置センサー（３１２）はロータリエンコーダである。（別のロボットセンサー（１２１）に対応する）第２の位置センサー（３１３）は、リニアアクチュエータ（３１６）の駆動シャフトの近くの黒いケーシング内に収容される。第２の位置センサー（３１３）は、靴（３０２）の位置または角度を測定し、この位置または角度の情報をコントローラー（１４０）（図示せず）に送信する。実例となる実施形態では、第２の位置センサー（３１３）は、リニアインクリメンタル光学式エンコーダである。膝の角度を測定するために、膝用ポテンショメータ（３１５）も提供され、これは、この角度情報をコントローラー（１４０）に送信する。モーター（３１４）はトルクセンサーとして使用され、被験体によって足首関節のまわりに与えられたトルクを測定するために使用することができるコントローラー（１４０）に電流または電圧の情報を通信し得る。図３に例証されるように、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）はまた、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の使用の間に被験体の体重を随意に支えるためのショルダーストラップ（３１８）を含む。

実例となる実施形態では、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、重さ３．６ｋｇ未満である低い固有の機械インピーダンスで逆駆動可能な、３自由度（ＤＯＦ）で着用可能なロボットである。それは、地上での歩行の間、トレッドミル上、または座りながらのシャンクに対する足のすべての３ＤＯＦでの正常な可動域（ＲＯＭ）を可能にする。実例となる実施形態では、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、足首の３ＤＯＦの２つ、すなわち、平行に取り付けられた２つのリニアアクチュエータ（３１６）を介する足底－背屈および回外－回内における作動を提供する。実例となる実施形態では、内－外の回転は、主として脚の回転によって制御されている横断面の足の配向を有する足首に限定される。両方のアクチュエータ（３１６）が同じ向きに押すか又は引く場合、ＤＰ（背屈－足底）トルクが生成される。同様に、２つのアクチュエータ（３１６）が反対方向に押すか又は引く場合、回外－回内のトルクが結果として生じる。実例となる実施形態では、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、２５°の背屈、４５°の足底－屈曲、２５°の回外、２０°の回内および１５°の内または外の回転を可能にする。これらの限界値は、正常な被験体に対する快適な運動の最大範囲に近く、典型的な歩行に必要とされる値を超える。実例となる実施形態では、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、ＤＰトルクにおいておよそ２３ｎｍおよび回内－回外（ＩＥ）トルクにおいて１５ｎｍの連続的な正味トルクを送達することができる。実例となる実施形態では、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、バックドライバビリティ（ｂａｃｋ－ｄｒｉｖａｂｉｌｉｔｙ）を最大限にするために、低摩擦（０．７４４ｎｍ）および慣性（合計１．６ｋｇの足に対して１アクチュエータ当たり０．８ｋｇ）を有している。

方法（２００）の工程（２０１）を実行するために、障害のある足首関節の歩行サイクル（４００）に対する複数の運動期が最初に判定される。図４Ａは、一実施形態による、足首関節の歩行サイクル（４００）の複数の運動期のダイアグラムである。歩行サイクル（４００）は、踵接地運動期（４０８）および中間の立脚運動期（４１０）を含む、初期の立脚期（４０２）から始まる。その後、歩行サイクル（４００）は、後期の立脚期（４０４）に進み、これは、踵離地運動期（４１２）およびつま先離地運動期（４１４）を含む。その後、歩行サイクル（４００）は、初期の遊脚運動期（４１６）および末期の遊脚運動期（４１８）を含む遊脚期（４０６）に進む。

被験体が、これらの運動期の各々にある時間を判定するために、図４Ｂは、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の靴（３０２）の踵領域、つま先領域、中間領域、および外側領域に位置付けられる（被験体センサー（１２０）に対応する）フットスイッチ（４２５）を例証する。フットスイッチ（４２５）は、歩行サイクル（４００）の各運動期中に、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）のコントローラー（１４０）を介して駆動モジュール（１５０）に接続され、駆動モジュール（１５０）にフットスイッチ（４２５）の集合出力を通信する。フットスイッチ（４２５）はそれぞれ、圧力センサーであり、これは、閾値圧力が、靴のそのそれぞれの領域において検出されるときに、「オン」位置に切り替わり、それぞれの電圧信号を出力する。フットスイッチ（４２５）はそれぞれ、閾値圧力が、靴のそのそれぞれの領域において検出されない場合に、「オフ」位置のままであり、それぞれの電圧信号を出力しない。

図４Ｂに例証されるように、痕跡（４２４）は、フットスイッチ（４２５）の集合電圧出力で示され、歩行サイクル（４００）の複数の運動期を含む縦軸（４２０）対横時間軸（４２２）に対してプロットされる。靴の領域が地面に接していないため、被験体が末期の遊脚運動期（４１８）に入り、フットスイッチ（４２５）がそれぞれ「オフ」であるときに、痕跡（４２４）は、フットスイッチ（４２５）の最小の集合電圧出力で始まる。靴の踵領域のみが地面と接触するため、被験体が踵接地運動期（４０８）に入り、踵領域のフットスイッチ（４２５）が「オン」であり、他のフットスイッチ（４２５）が「オフ」であるときに、痕跡（４２４）は増加する。被験体が、踵接地運動期（４０８）と中間の立脚運動期（４１０）との間の初期の立脚運動期（４０９）に入り、つま先領域のフットスイッチ（４２５）が「オフ」である中で踵領域のフットスイッチ（４２５）、中間領域のフットスイッチ（４２５）および外側領域のフットスイッチ（４２５）が、各々「オン」であるときに、痕跡（４２４）は増加し続ける。靴のすべての領域が地面に接しているため、被験体が中間の立脚運動期（４１０）に入り、各フットスイッチ（４２５）が「オン」であるときに、痕跡（４２４）は、フットスイッチ（４２５）の最大の集合電圧出力まで増加する。靴のつま先領域、中間領域、および外側領域が、地面に接しているため、被験体が踵離地運動期（４１２）に入り、踵領域のフットスイッチ（４２５）が「オフ」であり、残りのフットスイッチ（４２５）が「オン」であるときに、痕跡（４２４）は減少する。その後、靴の領域が地面に接していないため、被験体がつま先離地運動期（４１４）に入り、各フットスイッチ（４２５）が「オフ」であるときに、痕跡（４２４）はフットスイッチ（４２５）の最小の集合電圧出力まで減少する。歩行サイクル（４００）が被験体によって繰り返されると、痕跡（４２４）は繰り返し継続する。

実例となる実施形態における方法（２００）の工程（２０１）を実行するために、図５は、一実施形態による、フットスイッチ（４２５）出力に基づいた足首関節機能に対する複数の運動期を判定する方法（５００）の一例を例証するフローダイアグラムである。開始後、工程（５０１）において、フットスイッチ（４２５）は、つま先領域、踵領域、中間領域および外側領域を含む、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の靴（３０２）の各領域に位置付けられる。その後、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、足首関節に障害のない正常な被験体などの、被験体に取り付けられる。その後、正常な被験体は、１分などの予め決められた期間の間、補助なしで歩行する。工程（５０３）において、被験体が複数の歩行サイクル（４００）にわたって歩くと、コントローラー（１４０）の駆動モジュール（１５０）は、フットスイッチ（４２５）から集合フットスイッチ（４２５）出力を受信する。工程（５０５）において、モジュール（１５０）は、経時的に集合フットスイッチ（４２５）出力を分析し、フットスイッチ（４２５）出力を、モジュール（１５０）のメモリに保存される各運動期に対する予め決められた電圧閾値と比較する。この分析に基づいて、工程（５０５）では、モジュール（１５０）は、集合フットスイッチ（４２５）出力に基づき、足首関節に対する歩行サイクル（３００）の運動期を判定する。

さらに、実例となる実施形態における方法の工程（２０１）を実行するために、各運動期に対する運動モデルが判定され、コントローラー（１４０）のモジュール（１５０）へとプログラムされる。図６は、一実施形態による、モデルのコンポーネントを例証する。踵接地運動期（４０８）と中間の立脚運動期（４１０）（「フットスラップ」としても知られている）との間で移動する欠損に対する運動モデルは、以下の方程式１によって定義される最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎによってパラメーター化される。身長Ｈおよび体重Ｍのヒトを考慮し、０意志トルク（ｚｅｒｏｖｏｌｉｔｉｏｎａｌｔｏｒｑｕｅ）を想定して、ｂ_ｍｉｎは、着地時に衝撃力を低減するために、ピーク足首角速度Ｖ_ＨＳを幾らかの望ましい（例えば、規範）値Ｖ_ｍ未満に抑制する、最小の減衰パラメーターである。

式中、αはｋ／Ｈであり；ｋは身体の重心と足首との間の距離であり（メーターで、ｍ）；Ｈは身長である（メーター、ｍ）；Ｍは体重であり（キログラム、ｋｇ）；ｇは重力加速度であり（９．８１ｍｓ^－２）；Φは被験体の身体部分（例えば（１９１））と垂直方向との間の角度であり（ラジアン、ｒａｄ）；Ｖ_ｍは踵接地運動期（４０８）中の足の望ましい最大の角速度であり（毎秒の度、°／ｓｅｃ）、およびＶ_ＨＳは踵接地運動期（４０８）中の足の測定された最大の角速度である（毎秒の度、°／ｓｅｃ）。最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎは、ピーク角速度Ｖ_ｍに対する望ましい上界に反比例する、つまり、減衰が高ければ高いほど、ピーク角速度（従って衝撃力）は低くなり、その逆もしかりである。

図７は、一実施形態による、足首関節機能の歩行サイクル（４００）の踵接地運動期（４０８）と中間の立脚運動期（４１０）と間の運動モデルを判定する方法（７００）の一例を例証するフローダイアグラムである。工程（７０１）において、モジュール（１５０）は、被験体が、距離ｋ、身長Ｈ、体重Ｍ、および角度Φを含む、方程式１の身体パラメーターを入力することを促進する。工程（７０３）において、下に議論されるように、モジュール（１５０）は、障害のある被験体の補助なしの歩行サイクル中に、運動期（４０８）、（４１０）の間の被験体の足のピーク角速度を測定する。工程（７０５）において、モジュール（１５０）は、運動期（４０８）、（４１０）の間の足の望ましいピーク角速度を判定する。実例となる実施形態では、望ましいピーク角速度は、年齢が一致した障害のない被験体の典型的な規範値ですべての被験体に対して固定され得る。一例では、望ましいピーク角速度は毎秒２００度である。実例となる実施形態では、望ましいピーク角速度は、障害のある被験体の補助なしの歩行サイクル中の非麻痺性足のピーク角速度の測定に基づいて判定される。

工程（７０７）において、モジュール（１５０）は、最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを計算するために方程式１を使用する。方法（７００）の工程は、モジュール（１５０）へとプログラムされ、およびそれの判定で、障害のある被験体が、踵接地運動期（４０８）と中間の立脚運動期（４１０）との間の「フットスラップ」欠損に苦しんでいることが判定されると、モジュール（１５０）は、方法（７００）の工程を開始し、踵接地運動期（４０８）と中間の立脚運動期（４１０）との間の運動に対するトルクをパラメーター化するために使用される、最小の減衰パラメーターを判定する。

図８は、被験体の体重Ｍおよび望ましいピーク角速度Ｖ_ｍに基づいて判定された、最小の減衰パラメーター表面（８００）の一例を例証する。表面（８００）値は、最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎの値の縦軸（８０２）によって与えられる。望ましいピーク角速度Ｖ_ｍ値は、第１の横軸（８０４）に対する位置によって与えられ、一方で体重Ｍ値は、第２の横軸（８０６）に対する位置によって与えられる。最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを計算するために方程式１を使用する代わりに、図８のデジタルバージョンは、随意の「クイックルックアップ」表面（８００）を提供し、既知の質量Ｍおよび望ましい角速度Ｖ_ｍに基づいて最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを判定する。方程式１または図８の表面（８００）のいずれかは、踵接地運動期の望ましい最大角速度（Ｖ_ｍ）以下に対する踵接地運動期での測定された最大角速度（ｖ_ＨＳ）のために使用される最小の減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを提供する。

さらに、実例となる実施形態における方法の工程（２０１）を実行するために、初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）と間の運動に対する運動モデル（「下垂足」としても知られている）は、方程式２によって以下に提供される最小の剛性パラメーターＫｍｉｎによってパラメーター化される。最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎは、遊脚運動期（４１６）中のピーク足首角度が望ましい値を達成することを保証するために使用される。

式中、γはθ_ａｘ／θ_ｄであり（０と１の間）；θ_ｍａｘは、初期および末期の遊脚運動期（４１６）、（４１８）中に測定された実際のピーク角度であり（度、°）；θ_ｄは、初期および末期の遊脚運動期（４１６）、（４１８）中に測定された望ましいピーク角度であり（度、°）、およびＫ_ｈは足首の固有の剛性である（１ラジアン当たりのニュートンメートル、Ｎｍ／ｒａｄ）。図６は、初期および末期の遊脚運動期（４１６）、（４１８）中に地面と被験体の足との間で測定された角度θを例証する。図９は、一実施形態による、歩行サイクル（４００）の初期の遊脚運動期（４１６）および末期の遊脚運動期（４１８）との間の運動に対する運動モデルを判定する方法（９００）の一例を例証するフローダイアグラムである。

工程（９０１）において、モジュール（１５０）は、足首の固有の剛性Ｋ_ｈを判定する。実例となる実施形態では、被験体が座位にある間、モジュール（１５０）は、足を毎秒５度などの一定角速度に傾けるために、モーター（３１４）に信号を送信する。実例となる実施形態では、傾斜はそれぞれ、中間位置で開始および終了し、５度のインクリメント（例えば、中位から±５度、中位から±１０度）で移動する。足の各々の角変位に関して、モーター（３１４）からコントローラー（１４０）に送られた電流または電圧のデータを使用して、応答トルクが測定される。中位からの（ラジアンでの）角変位に対する測定されたトルク（ｎｍの単位）の比率は、固有の足首剛性の予測値をもたらす（ｎｍ／ｒａｄ）。１つの実例となる実施形態では、固有の足首剛性の予測値は、それ故、最小自乗線形回帰を使用して対での定常的なトルクおよび角度データを適合させることによって、ＤＯＦ内の移動の各方向で得られた。

工程（９０３）において、下に議論されるように、モジュール（１５０）は、障害のある被験体の補助なしの歩行サイクル中に、初期および末期の遊脚期（４１６）、（４１８）の間の被験体の足のピーク遊脚角度を測定する。

工程（９０５）において、モジュール（１５０）は、初期および末期の遊脚期（４１６）、（４１８）における足の望ましいピーク角度を判定する。実例となる実施形態では、望ましいピーク角度は、年齢が一致した障害のない被験体の典型的な規範値ですべての被験体に対して固定され得る。一例では、望ましいピーク角度は、１０－１２度の範囲である。実例となる実施形態では、望ましいピーク角度は、障害のある被験体の補助なしの歩行サイクル中の非麻痺性足のピーク角度の測定に基づいて判定される。

工程（９０７）において、モジュール（１５０）は、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを計算するために方程式２を使用する。方法（９００）の工程はモジュール（１５０）へとプログラムされ、障害がある患者が初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間に「下垂足」欠損に悩んでいると判定する際に、モジュール（１５０）は方法（９００）の工程を始めて最小の剛性パラメーターを判定し、これは初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の動作のためのトルクをパラメーター化するために使用される。

図１０Ａは、一実施形態に従う、被験体の所望のピーク遊脚角度θ_ｄに対する実際のピーク遊脚角度θ_ｍａｘの比率γに基づいた、最小の剛性パラメーターの痕跡（１０００）の例を示す図である。痕跡（１０００）は、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎの値の縦軸（１００２）に対する位置に基づく値を有している。比率γは横軸（１００４）により示される。痕跡（１０００）は、３０ｎｍ／ｒａｄの固有剛性Ｋ_ｈに基づき方程式２を使用して形成される。最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを計算するために方程式２を使用する代わりに、図１０Ａの痕跡（１０００）のデジタルテーブルは、被験体の所望のピーク遊脚角度θ_ｄに対する実際のピーク遊脚角度θ_ｍａｘの比率γに基づいた最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを判定するために、最適な「クイックルックアップ」テーブルを提供する。方程式２と図１０Ａの痕跡（１０００）の両方は、所望のピーク遊脚角度θ_ｄの所望の比率γである実際のピーク角度θ_ｍａｘに必要とされる最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを提供する。図１０Ａは、被験体の所望のピーク遊脚角度θ_ｄに対する実際のピーク遊脚角度θ_ｍａｘの特定の比率γを達成する、Ｋ_ｍｉｎのそれぞれの値において縦軸（１００２）と交わる複数の垂直な切片線（１００６）、（１００８）、（１０１０）を示す。例えば、垂直な切片線（１００８）は、１２５ｎｍ／ｒａｄのＫ_ｍｉｎ値で縦軸（１００２）と交わり、０．８の比率γを達成するのに必要とされるＫ_ｍｉｎの値を示している。

加えて、一例の実施形態における方法の工程（２０１）を実行するために、踵離地運動期（４１２）とつま先離地運動期（４１４）（「蹴り出し」としても知られる）との間の運動の運動モデルは、初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）の間の運動モデルについての方程式２の最小の剛性パラメーターとは異なる、最小の剛性パラメーターを使用する。図１０Ｂは、ａｎｋｌｅｂｏｔを着用する身体及び足の寸法を示す図である。一例の実施形態において、垂直方向で角度Φを形成する、長さＬと質量中心ｍ_ｂを持つ身体が、表される。足は、身体に対して角度θを形成する、長さｌ_ｆと質量中心ｍ_ｆを有している。τ_ＰＦは、初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）の間の角度の周囲の、ロボットにより適用されるトルクである。Ｆ_ｘとＦ_ｙはそれぞれ、足の踵領域が地面から離れる時の時刻ｔ_ＨＯと足のつま先領域が地面から離れる時の時刻ｔ_ＴＯとの間の、足首にかけられる前後方向（ＡＰ）力と地面反力（ＧＲＦ）である。一例の実施形態において、ｔ_ＨＯは、踵領域におけるフットスイッチ（４２５）からの出力が高から低へと（又はオンからオフへと）変化する時に判定される。別の一例の実施形態において、ｔ_ＴＯは、つま先領域におけるフットスイッチ（４２５）からの出力が高から低へと（又はオンからオフへと）変化する時に判定される。踵離地運動期（４１２）とつま先離地運動期（４１４）の間の移動モデルについての最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎ２は、以下により判定される：

式中、θ^＊ _ＰＦは、程度（ｄｅｇ）の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の身体に対する足のピーク遊脚角度であり；ΔＴ_ＬＳは、秒（ｓｅｃ）の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の時間であり；Ｉ_θは、程度－秒の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間のθ（ｔ）の下のエリアであり；Ｉ_ａは、（キログラムメートル２の単位での）足首の周りの足の慣性モーメントであり；Δθは、毎秒の程度（ｄｅｇ／ｓｅｃ）の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の足首角速度の差異であり；ΔΦは、毎秒の程度（ｄｅｇ／ｓｅｃ）の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の身体角速度の差異であり；ｂは、Ｎｍｓ／ｒａｄの単位でのロボット減衰パラメーターであり；Δθ_ＬＳは、程度（ｄｅｇ）の単位でのｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の足首角変位であり；ｍ_ｆは、キログラム（ｋｇ）の単位での足の質量であり；ｇは重力加速度であり；ｃ_ａは、メートル（ｍ）の単位での足首に対する足の質量中心の水平位であり；ｌ_ｆはメートル（ｍ）の単位での足の長さであり；Ｐ_ｄは、Ｎｅｗｔｏｎ秒の単位での、Ｆ_ｘに基づくｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間のｘ方向での足首に対する所望の衝撃であり；Ｆ_ｙは、ｔ_ＨＯとｔ_ＴＯとの間の足首に対するＧＲＦである。初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）の間の移動モデルに関する方程式２の最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎとは対照的に、方程式３に基づく最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎ２は、歩行サイクル（４００）の後期立脚（４０４）の間、前後方向（ＡＰ）の衝撃（即ち、積分時間限界が、下限については踵離地運動期（４１２）であり、上限についてはつま先離地運動期（４１４）である、力の定限時の積分）の所望の（即ち規定の）値を達成するのに必要とされる、最小の剛性に対応する。従って、多くの卒中生存者の蹴り上げ推進力は、足首の筋肉組織（この場合、足底－屈筋、２つの主な足底－屈筋は腓腹筋とヒラメ筋である）により小さくなった機械力の生成に起因して弱いため、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎ２は、後期立脚（４０４）の間に所望のＡＰ推進力衝撃を達成するために必要とされる補足的な足底－屈曲の補助（即ち、トルク）を計算するために使用される。

方法（２００）の工程（２０３）を実行するために、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、１分など予め定めた時間にわたり歩行し、且つａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）がトルクを適用しない間に複数の運動期を介して足首関節を動かす、正常な被験体により着用される。正常な被験体が複数の運動期を介して足首を動かすと、フットスイッチ（４２５）は、モジュール（１５０）に電圧（４２０）の信号を伝達し、それにより、モジュール（１５０）は、電圧（４２０）の信号に対応する運動期を判定することができる。加えて、正常な被験体が複数の運動期を介して足首関節を動かすと、センサー（３１３）は、各運動期中の足首の動作に基づいて足の位置又は角度を測定し、コントローラ（１４０）を介して駆動モジュール（１５０）にこの位置又は足首のデータを伝達する。幾つかの実施形態において、トルクセンサー（例えば、モーター（３１４））は、各運動期中の足首の動作により適用されるトルクを測定し、コントローラ（１４０）を介してモジュール（１５０）にこのトルクデータを伝達する。

モジュール（１５０）により受け取られた角度データ又は位置データの結果として、図１１は、一実施形態に従う、複数の運動期にわたる正常な及び障害がある被験体に関する角度の痕跡（１１０２）（１１０４）の例を示す。横軸（１１２０）は、運動期シーケンス内の相対的な単位での時間を示す。左の縦軸（１１１０）は、地面に対する足の測定された角度を示す。角度の痕跡（１１０２）は、正常な被験体が複数の運動期を介して足首関節を動かした時、センサー（３１３）（又はトルクデータを使用するモーター（３１４））により測定され、縦軸（１１１０）に対してプロットされる。モジュール（１５０）は、時間に対する受信されたフットスイッチ（４２５）のデータを使用して、歩行サイクル（４００）の各運動期内の角度の痕跡（１１０２）を判定する。図１１に示されるように、正常な被験体が踵離地運動期（４１２）に入ると、足が地面に対してほぼ水平であるため、角度の痕跡（１１０２）はおよそ０である。被験体が踵離地運動期（４１２）から移動すると、角度の痕跡（１１０２）は、足の角度が徐々に負になり、且つ初期の遊脚運動期（４１６）で負のピーク角度θ_ｐに到達するにつれ、減少する。被験体が初期の遊脚運動期（４１６）から移動すると、角度の痕跡（１１０２）は、被験体が末期の遊脚運動期（４１８）に到達する前に増加し、最大ピーク角度θ_ｄ（所望のピーク角度とも称される）に到達する。角度の痕跡（１１０２）は、モジュール（１５０）のメモリに保存される。一実施形態において、角度の痕跡（１１０２）の代わりに、工程（２０３）において、トルクの痕跡が、正常な被験体の補助無しの歩行に提供されるトルクデータに基づいて形成され、トルクの痕跡は、モジュール（１５０）のメモリに保存される。

方法（２００）の工程（２０５）を実行するために、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、１分など予め定めた時間にわたり歩行し、且つａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）がトルクを適用しない間に複数の運動期を介して足首関節を動かす、障害がある被験体により着用される。障害がある被験体が複数の運動期を介して足首を動かすと、フットスイッチ（４２５）は、モジュール（１５０）に電圧（４２０）の信号を伝達し、それにより、モジュール（１５０）は、電圧（４２０）の信号に対応する運動期を判定することができる。加えて、障害がある被験体が複数の運動期を介して足首関節を動かすと、センサー（３１３）は、各運動期中の足首の動作に基づいて足の位置又は角度を測定し、コントローラ（１４０）にこの位置又は足首のデータを伝達する。幾つかの実施形態において、トルクセンサー（例えば、モーター（３１４））は、各運動期中の足首の動作により適用されるトルクを測定し、コントローラ（１４０）にこのトルクデータを伝達する。加えて、一実施形態において、工程（２０５）の間、ピーク角速度（例えば、方法（７００）の工程（７０３））は、踵接地運動期（４０８）中に測定され、ピーク遊脚角度θ_ｍａｘ（例えば、方法（９００）の工程（９０３））は、初期の遊脚運動期（４１６）中に測定される。モジュール（１５０）により受け取られた角度データ又は位置データの結果として、図１１は、障害がある被験体が複数の運動期を介して足首関節を動かした時、センサー（３１３）（又はトルクデータを使用するモーター（３１４））により測定され、縦軸（１１１０）に対してプロットされる。一実施形態において、工程（２０５）において、角度の痕跡（１１０４）の代わりに、トルクの痕跡が、障害がある被験体の補助無しの歩行中にトルクセンサー（例えばモーター（３１４））からモジュール（１５０）に提供されるトルクデータに基づいて形成され、トルクの痕跡は、モジュール（１５０）のメモリに保存される。

一実施形態において、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、被験体により着用された靴（３０２）の両方に位置するフットスイッチ（４２５）を含み、モジュール（１５０）は、各靴（３０２）のフットスイッチ（４２５）の各セットから総体的な電圧（４２０）の信号を受け取る。工程（２０５）の間、障害がある被験体の角度の欠損が広汎な場合、モジュール（１５０）は、障害がある足の靴（３０２）におけるフットスイッチ（４２５）から受け取られた電圧信号（４２０）に対応する運動期を判定することができない場合がある。その後、モジュール（１５０）は、障害が無い足の靴（３０２）におけるフットスイッチ（４２５）から受け取られた電圧信号（４２０）に基づいて、障害がある足の運動期を判定するように構成される。モジュール（１５０）は最初に、障害が無い足の靴（３０２）におけるフットスイッチ（４２５）から受け取られた電圧信号（４２０）に基づいて、障害が無い足の運動期を判定し、次いで、障害が無い足の運動期を障害がある足の運動期へと変換する。モジュール（１５０）のメモリは、歩行サイクル（４００）の間に、障害が無い足の運動期と障害がある足の運動期との変換関係を保存する。例えば、障害が無い足が中間立脚運動期（４１０）にあると、障害がある足は踵離地運動期（４１２）にある。この実施形態において、モジュール（１５０）は、現在の運動期、及び足に適用されるトルクのタイミングと規模を判定するために、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の使用中に障害が無い足のフットスイッチ（４２５）の信号を使用する。

方法（２００）の工程（２０７）を実行するために、図１２は、一実施形態に従う、歩行サイクル（４００）の各運動期にわたり欠損角度（１１０６）を判定する方法（１２００）の例を示すフローチャートである。工程（１２０１）において、モジュール（１５０）は、角度の痕跡（１１０２）（１１０４）それぞれに基づき、各運動期にわたる欠損角度（１１０６）を判定する。一実施形態において、各運動期にわたる、モジュール（１５０）は、正常な被験体の角度の痕跡（１１０２）と障害がある被験体の角度の痕跡（１１０４）との差異を算出することにより、各運動期にわたる欠損角度（１１０６）を判定する。

工程（１２０３）において、モジュール（１５０）は、各運動期にわたる角度（１１０２）と（１１０４）との間の欠損角度（１１０６）の規模と極性を判定する。その後、モジュール（１５０）は、欠損角度（１１０６）の規模と極性に基づき、各欠損角度（１１０６）に関する運動期を識別する。一例の実施形態において、モジュール（１５０）は、正である欠損角度（１１０６）の極性、及び第１の最小閾値よりも大きい欠損角度（１１０６）の規模に基づき、踵離地運動期（４１２）とつま先離地運動期（４１４）との間の角度欠損（１１０６）を識別する。一例の実施形態において、モジュール（１５０）は、正である欠損角度（１１０６）の極性、及び第１の最小閾値よりも大きい第２の最小閾値よりも大きな欠損角度（１１０６）の規模に基づき、初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）との間の角度欠損（１１０６）を識別する。一例の実施形態において、第１の最小閾値は５－１０°の範囲であり、第２の最小閾値は０－５°の範囲である。一例の実施形態において、モジュール（１５０）は、負である欠損角度（１１０６）の極性、及び臨界速度よりも大きい最大角度速度（ｖＨＳ）の規模に基づき、踵接地運動期（４０８）と中間スタンスの運動期（４１０）との間の角度欠損（１１０６）を識別する。一例の実施形態において、臨界速度は４５－５５°／ｓｅｃの範囲である。一例の実施形態において、欠損角度（１１０６）の規模がゼロである又は最小閾値未満である場合、モジュール（１５０）は運動期中に角度欠損（１１０６）を識別しない。

図１１に示されるように、モジュール（１５０）は、欠損角度（１１０６）の極性が正であること（例えば、角度の痕跡（１１０２）が角度の痕跡（１１０４）よりも大きい）、及び欠損角度（１１０６）の規模が第２の最小閾値よりも大きいことを判定する。故に、モジュール（１５０）は、初期の遊脚運動期（４１６）と末期の遊脚運動期（４１８）の間の角度欠損（１１０６）を識別する。加えて、図１１に示されるように、モジュール（１５０）は、欠損角度（１１０６）の規模が、踵離地運動期（４１２）と初期の遊脚運動期（４１６）の間ではゼロであることを判定し、故にモジュール（１５０）は、踵離地運動期（４１２）と初期の遊脚運動期（４１６）の間の角度欠損を識別しない。

工程（１２０５）において、モジュール（１５０）は、工程（１２０３）で識別された角度欠損（１１０６）の中で最大の規模を持つ、主な角度欠損（１１０６）を伴う運動期を判定する。一例の実施形態において、工程（１２０３）では、モジュール（１５０）は、角度欠損（１１０６）が、運動期Ａ、Ｂ、及びＣそれぞれの間、５度、６度、及び７度であることを判定した。工程（１２０５）において、モジュール（１５０）は、運動期Ｃが主な角度欠損（１１０６）であり、最大の規模は７度であることを判定する。１つの実施形態において、モジュール（１５０）は、主な角度欠損の運動期における角度欠損（１１０６）の規模が予め定めた量を低減されるまで、工程（１２０５）で識別された主な角度欠損（１１０６）の運動期中に、コントローラーにモーター（３１４）へとトルク信号を伝達させるだけのために構成される。

工程（１２０７）において、モジュール（１５０）は、各運動期にわたる運動モデルに基づき、工程（１２０３）で識別された各運動期中に角度欠損（１１０６）をパラメーター化する。一例の実施形態において、初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の角度欠損（１１０６）について、工程（１２０７）において、モジュール（１５０）は、方法（９００）の工程（９０７）において方程式２を使用して計算される、又は欠損角度（１１０６）をパラメーター化するために図１０Ａの「ルックアップ」痕跡（１０００）を使用して判定される、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを使用する。方程式２は方程式４として書き直されてもよい：

式中、Δは、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎに基づいてパラメーター化された角度欠損（９０６）である。初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の移動モデルの方程式４は、パラメーター化された欠損角度Δを最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎに明確に関連付ける。γの選択された値について、パラメーター化された欠損角度Δは、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎに反比例する。図１３は、一実施形態に従う、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎに基づいてパラメーター化された欠損角度の痕跡（１３００）の例を示す図である。欠損角度の痕跡（１３００）は、パラメーター化された角度欠損Δの値の縦軸（１３０２）に照らして測定され、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎの値の横軸（１３０４）に対してプロットされる。図１３に示されるように、痕跡（１３００）はそれぞれ、０．７、０．８、及び０．９などの比率γの様々な値を提供される。故に、初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の運動期のための工程（１２０７）は、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを判定すること、次いで、方程式４、又は痕跡（１３００に基づくデジタルデータの「ルックアップ」テーブルの何れかを使用してパラメーター化された角度欠損Δを判定することを含む。工程（１２０７）において判定される、パラメーター化された角度欠損は、実際のパフォーマンスと回復時間の履歴に基づき、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）を初期化し、剛性値Ｋは経時的に変動する。

踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間の移動モデルのために（１２０７）を実行するために、運動期（４０８）と（４１０）の間の角度欠損（１１０６）を識別した後、コントローラ（１４０）は、踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間の、所望トルクτ_ｄと測定されたトルクτの差異である、欠損トルクΔτを判定する。一実施形態において、踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間の、正常な被験体の所望のトルクτ_ｄ及び障害がある被験体の測定されたトルクτは、工程（２０３）（２０５）の間にトルクセンサー（例えばモーター（３１４））により測定され、モジュール（１５０）のメモリに保存される。工程（１２０７）の間、モジュール（１５０）は、方法（７００）の工程（７０７）において方程式１を使用して算出される、又は運動期（４０８）と（４１０）の間の欠損トルクΔτをパラメーター化するために図８の「ルックアップ」痕跡（８００）を使用して判定される、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを使用する。方程式１は方程式５として書き直されてもよい：

式中、Δτは、運動期（４０８）と（４１０）の間のパラメーター化された欠損トルクであり、τ_ｄは運動期（４０８）と（４１０）の間の所望のトルクであり、Ｃは方程式１からのαｇＭＨΦである。運動期（４０８）と（４１０）の間の移動モデルは、欠損トルクΔτを最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎに明確に関連付ける。Ｖ_ｍの選択された値について、欠損トルクΔτは、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎに正比例する。

図１４は、一実施形態に従う、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎに基づいてパラメーター化された欠損トルクの痕跡（１４００）の例を示す図である。欠損トルクの痕跡（１４００）は、パラメーター化されたトルク欠損Δτの値の縦軸（１４０２）に照らして測定され、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎの値の横軸（１４０４）に対してプロットされる。図１４に示されるように、痕跡（１４００）はそれぞれ、１００°／ｓｅｃ、２００°／ｓｅｃ、及び３００°／ｓｅｃなどの、最大の角速度（ｖＨＳ）の様々な値を提供される。故に、踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間の運動期のための工程（１２０７）は、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを判定すること、次いで、方程式５、又は痕跡（１４００）に基づいてデジタル「ルックアップ」テーブルの何れかを使用してパラメーター化されたトルク欠損Δを判定することを含む。工程（１２０７）において判定される、パラメーター化されたトルク欠損は、実際のパフォーマンスと回復時間の履歴に基づき、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）を初期化し、減衰値ｂは経時的に変動する。

図１５は、一実施形態に従う、障害がある足首関節の複数の運動期中に欠損を調整した適応可能な補助を提供するための、一例の駆動モジュール（１５００）を示すブロック図である。駆動モジュール（１５００）は、モジュール（１５０）の特異的な実施形態であるが、ヒトの足首（１５１０）を含まない。モジュール（１５００）の操作中、障害がある被験者は、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）を着用しており、複数の運動期を介して被験体の足首（１５１０）を動かす。ヒトの足首（１５１０）は、フットスイッチ（４２５）の１つ以上に圧力をかけ、モジュール（１５００）に総体的な電圧（４２０）の出力を伝達させる。図５の方法（５００）に基づいて、モジュール（１５００）は、それぞれの総体的なフットスイッチ出力に対応する歩行サイクル（３００）の運動期を予め決定し、この予め決定された関係は表（１５０２）に表される。フットスイッチ（４２５）の総体的な電圧（４２０）の出力に基づいて、モジュール（１５００）は、歩行サイクル（３００）の現在の運動期を判定する。上述のように、モジュール（１５００）は、メモリに正常な被験体の足首の痕跡（１１０２）と障害がある被験体の足首の痕跡（１１０４）を保存し、図１５の基準モジュール（１５０６）として表される。被験体が各運動期を介して歩行すると、モジュール（１５００）は、基準モジュール（１５０６）から、保存された角度の痕跡（１１０２）の値、角度の痕跡（１１０４）の値、及び現在の運動期に対応する欠損角度（１１０６）を検索する。

一例の実施形態において、角度の痕跡値（１１０２）、（１１０４）、及び角度欠損（１１０６）の代わりに、モジュール（１５００）は、正常な被験体と障害がある被験体のトルクの痕跡値、及びモジュール（１５００）のメモリに保存される現在の運動期の欠損トルクを検索する場合もある。

方法（２００）の工程（２０９）を実行するために、ａｎｋｌｅｂｏｔに適用されるトルク（１５１４）の適応的なタイミングは、フットスイッチ（４２５）の電流電圧（４２０）の出力に基づいてモジュール（１５０）により現在の運動期について判定される。図１５の一例の実施形態において、モジュール（１５００）は、フットスイッチ（４２５）の電流電圧（４２０）の出力が、現在の運動期が踵離地運動期（４１２）であることを示していることを判定した。モジュール（１５００）は、現在の運動期の角度欠損（１１０６）の規模がゼロ（又は最小閾値未満）であるかどうかを判定する基準モジュール（１５０６）を使用する。角度欠損（９０６）の規模が現在の運動期においてゼロ（又は最小閾値未満）であることをモジュール（１５００）が判定する場合、モジュール（１５００）は、現在の運動期中にモーター（３１４）へと、適用されたトルク信号を伝達しない。現在の運動期の角度欠損（１１０６）の規模がゼロ（又は最小閾値）を超えることをモジュール（１５００）が判定する場合、モジュール（１５００）は、現在の運動期中に、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）、例えばモーター（３１４）へと、適用されたトルク信号を伝達する。

工程（２１１）を実行するために、ａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模は、モジュール（１５００）により現在の運動期について判定される。ａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模は方程式６により提供される。

式中、τ_Ｒは、ａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）であり；Ｋはコントローラ（１４０）の剛性設定であり；Δは現在の運動期の角度欠損（１１０６）であり、Ｂはコントローラ（１４０）の減衰設定である。コントローラ（１４０）の剛性設定Ｋ及び減衰設定Ｂは最初に、それぞれ方程式１と２から判定される最小剛性設定Ｋ_ｍｉｎ及び最小減衰設定ｂ_ｍｉｎに設定される。工程（１２０７）で議論されるように、角度欠損（１１０６）の極性と規模は、各運動期について予め決定され、モジュール（１５００）（例えば基準モジュール（１５０６））のメモリに保存される。角度欠損（１１０６）の極性が初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期の間、及び踵離地運動期（４１２）とつま先離地運動期（４１４）の間で正であるため、方程式６から結果として生じるａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）は、これら運動期中に補助的である。角度欠損（１１０６）の極性が踵接地運動期（４０８）と中間スタンスの運動期（４１０）の間で負であるため、方程式６から結果として生じるａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）は、これら運動期中に修復的（ｒｅｓｔｏｒａｔｉｖｅ）である。

一例の実施形態において、モジュール（１５００）は、最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを判定するために図９の方法（９００）と方程式２を使用し、Ｋ_ｍｉｎは後に、初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の現在の運動期中に適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模をパラメーター化するために使用される。方程式６に角度欠損Δ＝θ_ｄ－θを代入する置換ことにより、以下の方程式７が得られる：

式中、θ_ｄは所望の角度であり、θは初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の測定された角度である。θ_ｄが初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の所望のピーク角度であるため（図１１を参照）、θ_ｄの時間導関数はゼロである。初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間の測定された角度θの時間導関数はｖ_θであり、これは測定された足首の角速度である。加えて、所望のピーク角度θ_ｄの所望の比率γを達成するために、Ｋは、方程式２から最小の剛性パラメーターＫ_ｍｉｎの値に設定される。これらの仮定に基づき、方程式７は以下のようになる：

式中、Ｂは減衰を保持した定数（０．５－１．０Ｎｍｓ／ｒａｄの範囲）である。現在の運動期が、初期の遊脚期（４１６）と末期の遊脚期（４１８）の間にあり、コントローラ（１４０）がこの現在の運動期（即ち、工程（１２０３））中に角度欠損を識別する場合、モジュール（１５００）は、方程式８に基づいてａｎｋｌｅｂｏｔに与えられたトルク（１５１４）をパラメーター化する。

一例の実施形態において、モジュール（１５００）は、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎを判定するために図７の方法（７００）と方程式１を使用し、ｂ_ｍｉｎは後に、踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間の現在の運動期中に適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模をパラメーター化するために使用される。遊脚期（４１６）と（４１８）の間の移動モデルとは対照的に、踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間のモデルにより予測されたトルクは本来、「弾性のある」修復性である（下垂足の欠損から結果として生じる「フットスラップ」による異状に高い衝撃力のショック吸収のため）。運動期（４０８）と（４１０）の間のモデルの適用のモードは最初に、コントローラ（１４０）の剛性Ｋを０ｎｍ／ｒａｄに設定し、従ってこれは、トルクが方程式９により与えられる方程式６から得られる。

方程式８において、モジュール（１５００）の減衰設定Ｂはｂ_ｍｉｎに設定され、方程式１を使用することで方程式１０が得られる：

現在の運動期が踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間にあり、モジュール（１５００）がこの現在の運動期（例えば、工程（１２０３））中に角度欠損を識別する場合、モジュールは、方程式１０に基づいてａｎｋｌｅｂｏｔに与えられたトルク（１５１４）をパラメーター化する。

工程（２１３）を実行するために、ａｎｋｌｅｂｏｔに適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模は、方程式６～１０の１以上により判定されるように、現在の運動期の適応的なタイミングに基づき、現在の運動期について靴（３０２）上のモーター（３１４）により適用される。工程（２１３）の間、モジュール（１５００）は、工程（２０９）から現在の運動期の適応的なタイミングに基づいて、モーター（３１４）に現在の運動期の適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模データを伝達する。モジュール（１５００）から適応的な規模データを受け取る際、モーター（３１４）は、現在の運動期中に靴（３０２）に適応的な規模で、適用されたトルクを与える。工程（２１５）、（２１７）、（２１９）、（２２１）は、上述の方法（２００）と同様の様式でａｎｋｌｅｂｏｔの一例の実施形態において実行される。

工程（２２３）において、適用されたトルク（１１１４）の適応的な規模の変化の予測は、各運動期についてモジュール（１５０）により行われる。図１６は、各運動期における適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模の変化を予測する方法（１６００）の例を示すフローチャートである。

工程（１６０１）において、モジュール（１５０）は、完了したセッションの数に基づいて、各運動期について移動モデルのパラメーターの予測された範囲を判定する。一例の実施形態において、最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎの予測された範囲は、初期の３つのセッションについては１２５－１５０Ｎｍ／ｒａｄであり、次の６つのセッションについては１５０－２００Ｎｍ／ｒａｄであり、その後は７５－１２５Ｎｍ／ｒａｄである。一例の実施形態において、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎの予測された範囲は、初期の３つのセッションについては３－４Ｎｍｓ／ｒａｄであり、次の６つのセッションについては２－３Ｎｍｓ／ｒａｄであり、その後は１．１．５Ｎｍｓ／ｒａｄである。

工程（１６０３）において、障害がある被験体は、補助無しの歩行セッション中にａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）を着用し、モジュール（１５０）は、モーター（３１４）からトルクデータ、センサー（３１３）から位置又は角度のデータ、及びフットスイッチ（４２５）から電圧（４２０）の出力データを受け取る。方法（７００）（９００）に基づいて、モジュール（１５０）は、各運動期について移動モデルのパラメーターを再計算するために、測定された位置データを使用する。

工程（１６０５）において、モジュール（１５０）は、工程（１６０３）の再計算された移動モデルのパラメーターを、工程（１６０１）の移動モデルのパラメーターの予測された範囲と比較する。一例の実施形態において、モジュール（１５０）が工程（１６０３）において１４５Ｎｍ／ｒａｄの最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを再計算し、工程（１６０１）において１２５－１５０Ｎｍ／ｒａｄの予測された範囲を判定する場合、モジュール（１５０）は、再計算された移動モデルのパラメーターが予測された範囲内にあることを判定し、工程（１６０７）に進む。再計算された移動モデルのパラメーターが予測された範囲内に無いことをモジュール（１５０）が判定した場合、方法（１６００）は工程（１６０９）に進む。

工程（１６０７）において、モジュール（１５０）は、工程（２１１）におけるように、適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模の変化を判定するために工程（１６０３）において再計算された移動モデルのパラメーターを使用する。

工程（１６０９）において、モジュール（１５０）は、適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模の変化を判定するために、移動モデルのパラメーターに対して予測された範囲の近似値を使用する。一例の実施形態において、モジュール（１５０）が工程（１６０３）において１７０Ｎｍ／ｒａｄの最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎを計算し、工程１６０１において１２５－１５０Ｎｍ／ｒａｄの予測された範囲を判定する場合、その後工程（１６０９）においてモジュール（１５０）は、１５０Ｎｍ／ｒａｄの最大範囲の値が、１７０Ｎｍ／ｒａｄの再計算された最小剛性パラメーターに対する最も近似の値であり、故にモジュール（１５０）は、工程（２１１）におけるように適用されたトルク（１５１４）の適応的な規模の変化を判定するために１５０Ｎｍ／ｒａｄのパラメーターの近似値を使用する。

図１７は、一実施形態に従う、多くの物理的療法セッションにわたる最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎの痕跡（１７００）の例を示す図である。図１７の実施形態において、１－３のセッションを含む物理的療法の第１の期間ΔＴ_０中、最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎは１２５－１５０Ｎｍ／ｒａｄの範囲内で値Ｋ_０に調整される。６－９のセッションを含む物理療法の第２の期間ΔＴ_ｍａｘ中、最小剛性パラメーターＫ_ｍｉｎは１５０－２００Ｎｍ／ｒａｄの範囲内で値Ｋｍａｘに調整される。ΔＴ_ｍａｘを超える物理療法の第３の期間中、最小剛性パラメーターは７５－１２５Ｎｍ／ｒａｄの範囲内で値Ｋ∞に調整される。方法（２００）の工程（２２３）は、移動モデルのパラメーターの範囲内の値を選択し、その後、移動モデルパラメーターにおけるこの変化に基づき方程式６～１０の１以上を使用して各運動期の適用されたトルクの適応的な規模の変化を判定することにより、実行されてもよい。

図１８は、一実施形態に従う、多くの物理的療法セッションにわたる最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎの痕跡（１８００）の例を示す図である。図１８の実施形態において、１－３のセッションを含む物理的療法ΔＴ_ｍａｘの第１の期間中、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎは３－４Ｎｍｓ／ｒａｄの範囲内で最大値ｂｍａｘに調整される。６－９のセッションを含む物理療法ΔＴ_ｍｅｄの第２の期間中、最小減衰パラメーターｂ_ｍｉｎは２－３Ｎｍｓ／ｒａｄの範囲内で値ｂ_ｍｅｄに調整される。それらを超える物理療法ΔＴ_ｌｏｗの第３の期間中、最小減衰パラメーターは１－１．５Ｎｍｓ／ｒａｄの範囲内の値ｂ_ｌｏｗに調整される。方法（２００）の工程（２２３）は、移動モデルのパラメーターの範囲内の値を選択し、その後、移動モデルのパラメーターにおけるこの変化に基づき方程式６～１０の１以上を使用して各運動期の適用されたトルクの適応的な規模の変化を判定することにより、実行されてもよい。

Ｂ．切断義肢
一実施形態において、本発明は、患者の失われた肢を置き換えるように設計される切断用義肢、及び、患者を助ける遠位の下方の肢の部分的切断の状況において利用される：ａ）足首と多分節の運動制御（全身）に関与する可動性運動能力を回復し；及び、ｂ）着用時に歩行と平衡の感覚運動機能を改善するだけでなく、適切な場合にトレーニングと共に、日常生活の可動性動作の量と安全性を増大させるために装置が着用されていない時間にわたり達成される利益をもたらす。特に、義足は、機械的な支持、ショック吸収、平衡、及び推進力をもたらす。本発明の一例の実施形態は、着地の前に適切な方向付けを向上させるための（中に浮いている）遊脚期を含む義足の運動期中、及びユーザーと共同して協力的且つより健全な様式で接地力を制御するための立脚期中の、補助及び抵抗に関する機能性を提供する。一例の実施形態において、適応的な補助のために適応的なタイミングと適応的な規模を利用する、電池式の電動切断義肢は、活発な切断義肢の分野を進展させるために利用され得、これは特に、動作の品質と安全性を制御する運動（力）及び運動学的な（方向）力の動的な制御を制限し又は全く制御を行わない、主に静的装置を現在利用している部分的な遠位の足切断患者に当てはまる。

一例の実施形態において、下肢切断義肢に対する耐性の適応的なタイミングは、足と地面との衝突の管理を支援し、従って、直接組織を傷つけ、且つ疼痛、整形外科的異常、及び連鎖上の運動異常をもたらしかねない、影響を受けた下肢における損傷の衝撃を減らすために地面反力（膝、殿部、及び全身に対して脛骨にかけられる力）のパターンを改善する様式で可動性の活動を実行することができる。一例の実施形態において、着地モデルにより通知されるような耐性の適応的な規模も、着地の力の方向と規模を減衰及び制御するために義足に使用され得、それにより、安定性と対称性を向上させるために足の接地の平衡と期間を改善するように着地のタイミングを制御し、その一方で損傷を受ける組織の力を減らし、全身（多分節）機能を改善する。

Ｃ．健康な関節のトレーニング
片側から片側への足首の動作（回外－回内、又は前頭面（今後ＩＥ面と称される））は、足首の上下の運動（矢状面、又はＰＤ面）とは機械的に独立しており、及び、ＩＥ面における初期の測定値を含む、ＰＤ面及びＩＥ面における受動的な剛性（つまり、外部の位置的な混乱（ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎｓ）の下にあるばねのような特性）を別々に測定した。更に、受動的に動かされると、足首は内側への回転時に最も弱く（つまり、機械的に最も適合）、片側から片側への傾き時により強く（つまり、機械的にあまり適合しない、或いはより剛性である）、及び単に上下に移動する時に最も強く（つまり、機械的に最小の適合、又は最も剛性がある）、高度に異方性の（つまり、方向依存性）多面の受動的な機械インピーダンスを実証する。

足首関節の多面の受動的な機械インピーダンスを測定するために使用される方法は、より近位の膝関節及び股関節などの他の下肢の関節に関する機械インピーダンスを推測することに等しく一般化可能である。本発明の一例の実施形態において、このような教示は、（ヒトのパフォーマンスの増大の状況下で）足首をより強くし且つ将来的なケガを減らすのを支援する特異的な方法で、自身の足首を動かすために健康な人々をトレーニングするために適用され得る。この例の実施形態において、本発明は、足首を含むがこれに限定されない下肢関節のヒトのパフォーマンスの増大のために使用される。この例の実施形態はまた、上下移動に時間を定めた補助をもたらしつつ機械的安定度のために外側（例えば、片側から片側）の足の運動において定量化され且つ時間を定めた耐性をもたらし；又は、補助をもたらさないが、異なる面（つまり、ＰＤ面対ＩＥ面）、及び面内の異なる方向（背屈対足底－屈曲など）に可変的なインピーダンスを有し、足首（又は機械インピーダンスが前述の引用における方法を用いて推定される他の近位の下肢関節）の結合（ｅｎｇａｇｅｍｅｎｔ）中に高度に人間工学的且つ効果的な受動的特性に通じる、スマート材料（スマート材料合金、又はＳＭＡなど）を使用して設計されていない補助を行わない、「スマート」な機械的フットウェアに通じ得る。

Ｄ．糖尿病性神経障害における足の圧力と地面反力の調節
幾つかの実施形態において、上記方法の１以上の工程が、糖尿病性神経障害における足の圧力と地面反力を調節する状況に使用される。アメリカ合衆国の人々のおよそ９．３％、及び恐らく５％が世界的に２型糖尿病（Ｔ２ＤＭ）を有しており、これは６５歳以上の個人の２６％を含み；この状態の主要な上昇は、既知の世界的な加齢及び肥満症の傾向に基づいて予想されている。このような人々の実質的な部分は、末梢神経障害を進行させ、疾患の経過にわたり最終的に１００％になり、特につま先と踵の感覚の減少に繋がる。これは、固有の足の筋肉の消耗、及び、槌趾、シャルコー関節、外側のつま先の逸脱、及び中足骨パッドの菲薄化から成る二次的な整形外科的な問題によるものである。このような状態は全て、無感覚な足と組み合わさって、足の潰瘍へと繋がり、この潰瘍は、足の圧力の力をより良く分布させるために「静的な矯正器具」でのみ処置可能であるため、５０％の５年生存率をもたらす。

１つの一例の実施形態において、歩行サイクル（４００）（即ち「フットスラップ」）の踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間に利用される、本発明の移動モデルを使用することで、被験体の靴に修復的なトルクを与え、及び故に、正確なタイミングの衝撃、或いは、つま先と足に感じる地面反力を可能にし、それにより、足の潰瘍を引き起こし、潰瘍、骨髄炎を含む関連する感染、及び最終的に切断に至ると知られている圧力を減らすための、動的な実時間の制御が可能となる。加えて、本発明により利用可能となった、運動期（４０８）と（４１０）の間の移動モデルの進行要素は、歩行の状態の間に運動学習をもたらし、これは、糖尿病性神経障害、及び、他の神経障害、例えば末梢動脈閉塞性疾患、慢性炎症性脱髄性神経障害、軸索神経障害、重金属、血管炎性、免疫媒介性、外傷性、化学療法後の神経障害、感覚、運動、又は感覚運動の関与を含む他の神経障害のケアのための足病学と矯正器具の分野への進出をもたらし、それにより、足の接地の質と量を改善し、足と関節の損傷を低減し、潰瘍を予防し、機能を改善し、及び最終的に障害と切断を回避するための新たな治療をもたらす。

Ｅ．足病学、整形外科、及び義肢学の結果を改善するための運動学習
幾つかの実施形態は、足病学、整形外科、及び義肢学の結果、同様に、混合型又は複合型の疾病（足病学、整形外科、及び義肢学の範囲に該当する疾病に重ねられ、それを引き起こし、又はそれに起因する、任意の神経性の、脊髄の、又は末梢神経のプロセス又は損傷）を患う個体を改善するための、運動学習の状況において利用される。足病学及び整形外科における選択された手術後のケア条件は、地面反力（衝撃）、及び遊脚期と立脚期における足と足首の運動が、安全性のために、及び、より安全且つ安定した動的な歩行の進行的な運動学習のために制御される場合に、結果を最適化することが可能であり、平衡パターンは、即時の手術後のリハビリテーションの回復期において、及びケアの亜急性期と慢性期（特に、後者の期間では、繰返しの非適応性の使用パターンが、関係する足と脚の力の適応的な制御及び段階的なリアルタイムの調節を欠いている受動装置により適切には対処されない、組織と機能の低下が経時的に引き起こされる）にわたって最適化される。このような実施形態は、動的な歩行と平衡を調節するために、欠損を調整した及び段階的な性能を制御システムに提供する。一実施形態において、内蔵式センサーはまた、ピットフォールを回避するために、且つ健康を促進する身体活動行動を修飾するために、定量的な報告をクライアント、介護者、及びセラピストに知らせるための同時記録能力と情報科学を提供する。義肢学の分野において、地面反力（衝撃）は、人工の又は残りの肢の軸部の上方で行われ、及び、何年にもわたり、繰り返しの使用及び強打（ｐｏｕｎｄｉｎｇ）は、血管分布状態を制限して損傷及び／又は感染を引き起こす断端における組織への疼痛、損傷、及びに断端上の二次的な関節損傷を引き起こし得る。

歩行サイクル（４００）（即ち「フットスラップ」）の踵接地運動期（４０８）と中間立脚運動期（４１０）の間で利用される実施形態の運動モデルは、欠損重症度を調節した様式で適応的なコントローラーを利用する生体模倣の歩行パターンをもたらすために利用される場合があり、断端を緩和するための基礎的な人工器官を適応させるための機械学習は、義肢学の結果を改善するために使用され得る。一実施形態は、力を推定且つモデル化するために、このような識別された歩行サイクル中に装置の固有の測定値を利用し、フィードバックを行ない且つケアを最適化するためにクライアント、介護者、セラピスト、及びバイオメカニクスの研究者が利用するための評点方式を提供する。腰椎５－仙椎１又は座骨の幹又は不完全な管の損傷により、跛行及び／又は背屈力低下（下垂足）、又は立脚期欠損を伴う多発外傷、及び後の前脛骨筋（例えば遊脚期欠損）又は腓骨神経損傷を患う人について、モジュラー欠損の重症度を調整可能なユニットは、クライアントの動的な協調制御、及び、衝撃力と安定性、疼痛減少、及び健康と機能性の独立を維持するための身体活動の全体的な測定レベルに関してより安全なパターンへと可動性プロファイルを調整するセラピストの能力を延ばすための、タスク指向の機能的運動性の治療ツールとして機能するのに適している場合がある。これは、将来的な同様の多発外傷、及び、整形外科的な症例又は神経学的且つ整形外科的な症例の回復を補助及び通知するための累積的な貯蔵所として機能する、進行の最適化のための正確な数学的モデル化を可能にする。後の実施形態は、処理下での条件の性質及び複雑さ次第で、リプログラミング、オンライン改良、又は相談の何れかにより、進行中の様式で回復と機能性を最適化するシステム制御をアップグレードする能力を含む。

Ｆ．日常生活のロボット補助の可動性活動
幾つかの実施形態において、上記方法の１以上の工程は、下肢の可動性を使用する日常生活動作（ＡＤＬ）の安全な実行を促進するためにロボット補助を提供する情況において使用される。歩行は高優先度のＡＤＬであり、機能的な可動性を取り戻すことに重要である一方、成功と安全性のために適切に時間を定められ且つ適切な足の制御に従事且つ依存する、他のホームコミュニティーＡＤＬ（階段昇降、縁石の乗り降り（ｓｔｅｐｏｎ／ｏｆｆ）、障害物を跨ぐことなど）がある。多様な実在の設定における可動性のＡＤＬに重要な態様は、それらが、タスクに対する多分節の運動制御をカスタマイズし、且つ安全性のために障害物を回避するために、主要な動きの有限集合から成るということである。そのため、必須のサブタスクは、急速でインコースの（ｉｎ－ｃｏｕｒｓｅ）動態的調整を特徴とする方法で変わる環境を介したナビゲーティングを含む、可動性の「プリミティブ（ｐｒｉｍｉｔｉｖｅｓ）」と見なされる場合もある（階段を上るタスク中の段の高さの除去など）任意の可動性ＡＤＬの良好な（安全な）且つ効果的な実行は故に、各サブタスク又はタスクに固有のプリミティブの良好且つ効果的な実行を特徴とする。卒中又は他の神経系の疾病から結果として生じる、或いは加齢による足首欠損を含む下肢を持つ個体は大抵、特定の可動性のＡＤＬに固有の１以上の可動性のプリミティブを実行する際に負荷をかけられる（ｃｈａｌｌｅｎｇｅｄ）。

一例の実施形態において、図３のａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、ＡＤＬを実行する間に足首欠損を持つ被験体を補助するために使用され得る。図２８Ａは、階段（２８１０）を上がる間に被験体（２８９０）により使用される図３のａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）であり、被験体（２８９０）には、遊脚期（４１６）と（４１８）の間に「下垂足」の欠損がある（図４Ａを参照）。階段（２８１０）は、工程（２８１２）、（２８１４）、及び（２８１６）の間の段の高さ（２８１８）を含む、複数の段（２８１２）、（２８１４）、（２８１６）を含む。被験体（２８９０）が段（２８１２）から段（２８１４）まで進む際の歩行サイクル（４００）の遊脚期（４１６）（４１８）の間（図４Ａを参照）、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、工程（２１１）で判定される適応的な規模に基づいてロボットに適用されるトルクを与え、前記トルクは、被験体（２８９０）が段（２８１２）と（２８１４）の間の段の高さ（２８１８）を達成する（ｃｌｅａｒ）ことができるようにＰＤ面に十分な量のトルクをもたらす。被験体（２８９０）が段（２８１４）から段（２８１６）まで進むと、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、被験体（２８９０）が段（２８１４）と（２８１６）の間の段の高さ（２８１８）を達成することができるようにＰＤ面に十分な量のトルクをもたらすために、ロボットに適用されるトルクを与える。

図２８Ｂは、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の補助モード及び非補助モード中に足底－背屈面において測定される、図２８Ａの被験体（２８９０）の角度痕跡（２８５０）（２８５２）の例を示す、一対のグラフである。痕跡（２８５０）と（２８５２）は、足底－背屈面において測定された角度の横時間軸（２８５６）と縦軸（２８５４）を含む。ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の補助モード中の角度痕跡（２８５０）は、測定された角度が、正のピーク遊脚角度（２８５１）（およそ＋１５度）に到達し、被験体（２８９０）が段（２８１２）と段（２８１４）の間の高さ（２８１８）を達成し、且つ段（２８１４）と段（２８１６）の間の高さ（２８１８）を達成することを可能にすることを示している。ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）の非補助モード中の角度痕跡（２８５２）は、測定された角度が、負のピーク遊脚角度（２８５３）（およそ－１５度）に到達し、その結果、被験体（２８９０）が段（２８１２）と段（２８１４）の間の高さ（２８１８）を達成できず、且つ段（２８１４）と段（２８１６）の間の高さ（２８１８）を達成できないことを示している。

図２８Ａ－２８Ｂは、階段を上がる間に被験体（２８９０）を補助するために使用されるａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）について議論しているが、ａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）は、縁石を踏むことを含む任意のＡＤＬの間、又は障害物を跨ぐ間に被験体を補助するために使用され、その全ては、安全性と成功のために十分且つ適切に時間を定めた足表面の達成を特徴とする一般的な可動性のＡＤＬである。一般的な可動性のプリミティブ（足表面の達成）を治療上又は機能的に標的とする、そのような及び他の同様の実施形態は、卒中及び他の神経の結果生じる、及び加齢を原因とする１つ（足首など）又はそれ以上（膝と足首など）の下肢関節に可動性障害がある人々のために安全に且つ効率的に再トレーニング／再設計するために、ロボット工学を含む作動された補助技術の利用のための生態学的な設定を拡張する。前述の一例の実施形態において、これは、上手く階段を上るための遊脚（４０８）期、縁石の昇り降り、及び障害物を跨ぐことなどの間の、背屈の補助から成る。欠損を調整した手法は、正確に時間を定めたロボットに適用されるトルクを、それらのサブタスク（各々がその固有の機能的なニーズを持つ）に相当する事象にて伝えることにより、１以上の運動期中にサブタスクを制御することによって作動するため、その一般的な制御システム及び多用途性は、それ自体を、広範囲の可動性のＡＤＬにより次々に利用される多様な範囲の可動性のプリミティブを制御するために延長と適用可能性に向ける。

Ｇ．一次元の外骨格の足首関節
本発明の１つの一例の実施形態は、上述のａｎｋｌｅｂｏｔ（３００）のバージョンを提供する情況において利用され、これは、足底屈／背屈面（ＰＤ面）などの１つの面にトルクを与えるだけである（補助的又は抵抗的）。しかし、この実施形態は、ＰＤ面にトルクを与えることだけに限定されず、１つの一例の実施形態においては、ＩＥ面にトルクを与える。このａｎｋｌｅｂｏｔの設計中、ＰＤ面においてトルクを与えるだけのそのような一次元のａｎｋｌｅｂｏｔを使用して、サンプルデータを４人の慢性卒中の被験体から集めた。図２１Ａは、一実施形態に従う、ａｎｋｌｅｂｏｔの使用前後の被験体のピーク遊脚角度のデータの例を示すグラフ（２１００）である。横軸（２１０２）は、回外－回内の足、又は前頭面（ＩＥ面）のピーク遊脚角度を表わす。縦軸（２１０４）は、方程式２で上述されるθ_ｍａｘと同様のＰＤ面における足のピーク遊脚角度を表わす。このデータ収集中に、被験体は、ＰＤ面にトルクを与えるだけのａｎｋｌｅｂｏｔを着用しており、ＩＥ平面にトルクを与えず、それによりＩＥ面での自由な動作を可能にした。

データポイント（２１０５）は、一次元のａｎｋｌｅｂｏｔを使用する前の、各被験体のＩＥ面とＰＤ面におけるピーク遊脚角度を表す。データポイント（２１０５）は、前述のように、「下垂足」欠損を示す、ＰＤ面における負のピーク遊脚角度を示す。データポイント（２１０５）はまた、回外の欠損を示す、ＩＥ面における正のピーク遊脚角度を示す（例えば、足は図４Ａの遊脚期（４０６）中に内側に傾けられる）。データポイント（２１０６）は、６週間にわたる３つの毎週のセッションの間の、各被験体のＩＥ面とＰＤ面におけるピーク遊脚角度を表す。データポイント（２１０６）は、ＰＤ面の遊脚角度が、「下垂足」欠損における実質的な改善を示す、データポイント（２１０５）の負の遊脚角度から正の遊脚角度まで増大したことを示す。加えて、データポイント（２１０６）はまた、回外の欠損の排除を示す、ＩＥ面のより解剖学的に中性の遊脚角度を示している。ａｎｋｌｅｂｏｔがＰＤ面にトルクを与えるだけであり、ＩＥ平にはトルクを与えなかったとすれば、この結果は驚くべきものである。データポイント（２１０８）は、更に６週間にわたる、各被験体のＩＥ面とＰＤ面におけるピーク遊脚角度を表す。データポイント（２１０８）は、ＰＤ面の遊脚角度が、「下垂足」欠損における更なる改善を示す、データポイント（２１０６）の遊脚角度から更に増大したことを示している。加えて、データポイント（２１０８）は、相乗的且つ高度に著しい発見である回外の欠損の継続的な排除を示す、ＩＥ面における中性の遊脚角度を示し続ける。データポイント（２１０６）と同様、ａｎｋｌｅｂｏｔがＰＤ面にトルクを与えるだけであり、ＩＥ平にはトルクを与えなかったとすれば、この結果は驚くべきものである。

図２１Ｂは、一実施形態に従う、一次元のａｎｋｌｅｂｏｔの使用前後の足の異なる部分の地面との初期接触の分布の例を示す、ヒストグラム（２１５０）である。一例の実施形態において、ヒストグラム（２１５０）における初期接触の分布は、ａｎｋｌｅｂｏｔを身につけてトレッドミルの上を１分間補助無しで歩行する試験中の足音の総数のパーセンテージとして表される、度数分布であり、何の補助も提供せず、データ記録するだけのものである。ヒストグラム（２１５０）は、図２１Ａに関して上述される被験体の同じサンプルにおける参加者であった模範の被験体の靴に埋め込んだ両側のフットスイッチを使用して捕捉される、補助無しの（記録のみのモードでのａｎｋｌｅｂｏｔ）歩行データに基づいており、且つ、６週間前と６週間後、及び完了後（保持）６週間の時点での地面との初期接触中の、外側のみ、外側と踵、及び踵の身の足の接地の分布を示している。各被験体は、ＰＤ面にしかトルクを与えず、ＩＥ平にはトルクを与えなかった、一次元のａｎｋｌｅｂｏｔを着用した。

ヒストグラム（２１５０）は、ａｎｋｌｅｂｏｔでトレーニングを行う前の被験体から捕捉したプリデータ（２１７０）を示す。プリデータ（２１７０）は、足の側部領域の初期接触速度（２１７２）が足音の合計のおよそ７０％であり、足の踵領域の初期接触速度（２１７４）が足音の合計のおよそ２０％であり、及び足の外側と踵の組み合わせの領域の初期接触速度（２１７６）がおよそ１０％であったことを示している。障害が無い成人は、歩行の遊脚期から立脚期への移行時に、第１の領域として踵が地面と接触する様式で歩行することが、理解される（要するに、踵の第１の接触は、着地の最も生態学的且つ最も規則的なパターンである）。従って、ＰＤ面を標的としたａｎｋｌｅｂｏｔトレーニングの前に、卒中患者は、図２１Ａに示されるような５つの足音のうち僅か１つの踵の第１の接地（２０％）にしか繋がらなかった様式で歩行し、このことは、異常歩行のパターニングを示唆している。ヒストグラム（２１５０）はまた、トレッドミル上での１分の補助無しの歩行試験中に被験体がａｎｋｌｅｂｏｔを着用していた間、６週間後に捕捉されたポストデータ（２１８０）を示す。ポストデータ（２１８０）は、足の外側領域の初期接触速度（２１８２）が足音の合計のおよそ２５％であり、足の踵領域の初期接触速度（２１８４）が足音の合計のおよそ５０％であり、及び足の外側と踵の組み合わせの領域の初期接触速度（２１８６）がおよそ２５％であったことを示している。このことは、ａｎｋｌｅｂｏｔトレーニング前の２０％の踵の第１の設置と比べて、著しく高い地面との踵の第１の足接触を示しており（５０％、或いは、２つの足音毎の１つの踵の第１の接地）、下垂足における軽減により着地期の間の足のより意志的な制御の明らかな証拠を示している。

ヒストグラム（２１５０）はまた、１分間にわたりトレッドミル上を歩行する間に記録のみのモードのａｎｋｌｅｂｏｔを被験体が着用している間の、「トレーニング無し」の６週間後に捕捉された、６週間後の完了（保持）のデータ（２１９０）を示す。保持データ（２１９０）は、足の外側領域の初期接触速度が足音の合計のおよそ０％であり、足の踵領域の初期接触速度（２１９４）が足音の合計のおよそ９５％であり、及び足の外側と踵の組み合わせの領域の初期接触速度（２１９６）がおよそ５％であったことを示しており、このことは、障害の無い歩行における１００％の踵の第１の接地へと参照されるようにほぼ標準の歩行である。ヒストグラム（２１５０）のデータは、足の踵領域の初期接触速度が足音の合計のおよそ２０％から足音の合計の９５％まで上昇したこと、及び、足の外側の初期接触速度が、一次元の作動モードで被験体がａｎｋｌｅｂｏｔを使用した１２週間にわたって、足音の合計のおよそ７０％から足音の合計の０％にまで下がったことを明らかにしている。この結果、立脚期中の被験体の外側の安定性の劇的な改善がもたらされており、ａｎｋｌｅｂｏｔがＰＤ面にのみトルクを与え、ＩＥ面にはトルクを与えなかったとすれば、このことは驚くべきものではあるが、有力な結果である。

上記の集められたサンプルデータを考慮して、ＰＤ面にのみトルクを与える一次元のａｎｋｌｅｂｏｔは、たとえＩＥ面が活動的に動かされないとしても（しかし足は、拘束無しに且つ自由に外側面で移動することができる）、ＰＤ面とＩＥ面の両方において被験体に治療的な恩恵をもたらすことが、結論付けられた。その結果、ＰＤ面のみにトルクを与える一次元のａｎｋｌｅｂｏｔの様々な実施形態が、以下に提示される。「一次元の」について参照する際、外骨格は片面（この場合、ＰＤ面）でのみ動かされ、他方の面（この場合、ＩＥ面）には力が伝えられないが、足は拘束無しに且つ自由に動かされていない面で動作することができることが、暗示されている。

図２２Ａと２２Ｂは、一実施形態に従う、障害がある足首関節の複数の運動期中に欠損を調整した適応可能な補助を提供するための、一例の軽量携帯用システム（２２００）を示すブロック図である。システム（２２００）は、本明細書に記載され且つ図２２Ａ－２２Ｂに表される特異的な構造上の特徴を除いて、上述のシステム（３００）と同様の様式で構造化且つ操作される。システム（２２００）は、前述のコントローラ（１４０）と同様のコントローラ（図示せず）を含む。システム（２２００）は、被験体の足を受けるための靴（２２０２）（肢（１９３）への接続のための梁（１１２）に相当する）を含む。システム（２２００）はまた、リニアアクチュエータ（２２１６）（梁（１１２ａ）と駆動チェーン（１１８）に相当する）を介して靴（２２０２）に接続される、単一のモーター（２２１４）（モーター（１１６）に相当する）を含む。

単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエータ（２２１６）は、脹脛の周囲に固定されるストラップ（２２０４）により脚の正面に沿って接続される。別の実施形態において、単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエータ（２２１６）は、例えば膝などの脚の別の部分の周囲を固定するストラップにより、脚の正面に沿って接続される。単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエータ（２２１６）は、脛骨と平行に配向されるように、脚の正面に接続される。単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエータ（２２１６）は、足がＩＥ面（２２２１）に拘束されないよう、ＰＤ面（２２２０）のみにおいて靴にトルクを選択的に与え、且つＩＥ面（２２２１）において靴（２２０２）にトルクを与えないために、ボールジョイントコネクター（２２０６）（ピボット（１１４）に相当する）にて靴（２２０２）に接続される。一例の実施形態において、ボールジョイントコネクター（２２０６）は靴（２２０２）の表面に固定される。モーター（２２１４）がリニアアクチュエータ（２２１６）を上下に動かすと、靴（２２０２）は、被験体の足首周囲で被験体の足を旋回させる。一例の実施形態において、システム（２２００）はモーター（２２１４）を１つしか含まない。図２の方法（２００）は、工程（２１３）を除いて、システム（３００）と同様の様式でシステム（２２００）を使用して実行され、そこでは単一のモーター（２２１４）は、現在の運動期の適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期のためにＰＤ面（２２２０）のみにおいて靴（２２０２）にトルクが適用される、ａｎｋｌｅｂｏｔの適応的な規模を適用する。

図２２Ｃは、図２２Ａ－２２Ｂのシステム（２２００）において靴（２２０２）にリニアアクチュエータ（２２１６）を繋ぐために使用される、代替的なボールジョイントコネクター（２２０６’）の例を示すブロック図である。図２２Ｃに示されるように、リニアアクチュエータ（２２１６）は、ボールジョイントコネクター（２２０６’）に接続され、その後、靴（２２０２）の周囲を覆うストラップ（２２６０）に接続されることで、靴（２２０２）の周辺でモーター（２２１４）とリニアアクチュエータ（２２１４）から力を均一に分散させる。

図２３Ａと２３Ｂは、別の実施形態に従う、障害がある足首関節の複数の運動期中に欠損を調整した適応可能な補助を提供するための、一例の軽量携帯用システム（２３００）を示すブロック図である。システム（２３００）は、単一のモーター（２２１４）とリニアアクチュエータ（２２１６）が、脹脛周囲に固定されるストラップ（２２０４）を使用して足の外側又は外部などの第１の側に取り付けられることを除いては、上述のシステム（２２００）と同様である。加えて、図２３Ａと２３Ｂに表されるように、第２のリニアアクチュエータ（２３１８）が、脚の内側又は内部などの第２の側に取り付けられる。図２３Ａと２３Ｂに示されるように、単一のモーター（２２１４）が、第１のリニアアクチュエータ（２３１６）と第２のリニアアクチュエータ（２３１８）の両方を作動させるよう構成されるように、第１のリニアアクチュエータ（２３１６）は、コネクター（２３１９）により第２のリニアアクチュエータ（２３１８）に繋げられる。一例の実施形態において、コネクター（２３１９）は受動リンクである。加えて、図２３Ａと２３Ｂに表されるように、一対のボールジョイントコネクター（２３０６）（ピボット（１１４）に相当する）が、靴（２２０２）の片側に設けられる。単一のモーター（２２１４）は、ＰＤ面（２２２０）のみにおいて一対のボールジョイントコネクター（２３０６）の周囲にロボットに適用されたトルクを与えるために、第１のリニアアクチュエータ（２３１６）と第２のリニアアクチュエータ（２３１８）を介して、一対のボールジョイントコネクター（２３０６）に接続される。図２の方法（２００）は、工程（２１３）を除いて、システム（３００）と同様の様式でシステム（２３００）を使用して実行され、そこでは単一のモーター（２２１４）は、現在の運動期の適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期のためにＰＤ面（２２２０）のみにおいて靴（２２０２）にトルクが適用される、ａｎｋｌｅｂｏｔの適応的な規模を適用する。

図２３のＡとＢでさらに例証されるように、システム（２３００）は、被験体が複数の運動期（例えば図４Ａで描かれた段階（４０２）、（４０４）、（４０６））の中で切り替えやすいやり方で、ロボットの補助（トルク）を受けるべく望ましい運動期を選択するための、ユーザーにより制御されたトグルスイッチ（２３１４）を含んでいる。図２３のＡはトグルスイッチ（２３１４）がモーター（２２１４）のハウジングに隣接した位置にあると示しているが、トグルスイッチ（２３１４）の位置は、システム（２３００）内、あるいは、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）式腕時計、ベルトまたはポケット、あるいはポーチ中などの患者のいかなる場所であってもよく、ただし、ユーザーはトグルスイッチ（２３１４）に容易かつ迅速にアクセスできるとする。ユーザーにより制御されたトグルスイッチにより、任意の運動期オプションについて「補助なし」と同様に、多くの可能な運動期から１つ（歩行の遊脚期など）またはそれ以上（歩行の遊脚期と立脚期）の運動期中に適応的に時間を決められたロボットにより適用されたトルクの送達が可能となる。二進法の運動期の切り替え選択（すなわち、立脚期または遊脚期の両方ではなく一方）によって、被験体は一度にすべての運動期よりも少ない運動期（例えば、たった１つの運動期）欠損に取り組むことが可能となる。

例となる実施例では、トグルスイッチ（２３１４）を用いて非補助モードを選択することができ、このモードでは、モーター（２２１４）は、リニアアクチュエータにより、運動期のいずれかの間に靴（２２０２）にトルクを与えず、それにより、被験体は非補助モードで歩く練習をすることができ、その間、ロボットは臨床医またはセラピストの検査のために足首運動力学を記録する。トグルスイッチ（２３１４）を使用して選択された所望の運動期に基づいて、工程（２０９）の適応的なタイミングは、現在の運動期が所望の運動期に対応するかどうかに基づいて決定される。

図２４は、図２の方法（２００）のステップ（２０９）で適応的なタイミングを決定する方法（２４００）の例を例証するフローチャートである。工程（２４０１）では、現在の運動期は、以前に議論されたように、現在のセンサー状態（１６８）に基づいて決定される。工程（２４０３）では、以前に議論されたように、現在の運動期の欠損パラメーター（１６７）は、現在の運動期用のロボット状態パラメーター閾値と比較される。工程（２４０５）では、欠損パラメーター（１６７）がロボット状態パラメーター閾値未満である場合、方法（２４００）は終了し、現在の運動期中にモーター（２２１４）へ電圧は送達されない。工程（２４０５）では、欠損パラメーター（１６７）がロボット状態パラメーター閾値よりも大きい場合、方法（２４００）は工程（２４０７）へ進む。

工程（２４０７）で、現在の運動期がトグルスイッチ（２３１４）によって選択された所望の運動期と同じでない場合、方法（２４００）は終了し、現在の運動期中にモーター（２２１４）には電圧は送達されない。工程（２４０７）では、現在の運動期が所望の運動期と同じである場合、方法（２４００）は工程（２４０９）に進み、現在の運動期中に適切な電圧がモーター（２２１４）へ送達される。電圧を受け取ると、モーター（２２１４）は、工程（２１１）で決定された適応的な規模に基づいて、ＰＤ面（２２２０）だけでボールジョイントコネクター（２３０６）の周りの靴（２２０２）にトルクを与える。トグルスイッチ（２３１４）は図２３のＡとＢのシステム（２３００）において描かれているが、トグルスイッチ（２３１４）は省略されることもあれば、あるいは本明細書に開示された実施形態のいずれかにおいて含まれることもある。例示的な実施形態では、トグルスイッチ（２３１４）は、いかなるユーザー制御も与えることなく、あらかじめプログラムされた運動期の適応的に時間を決められた補助については省略されることもある。別の例示的な実施形態では、トグルスイッチ（２３１４）は、臨床的に診断された顕著な欠損、すなわち、立脚期の推進力の弱さあるいは遊脚期の下垂足のようにプログラムされたデフォルトの運動期とは異なることもあれば、異ならないこともある、所望の運動期を変更するためのユーザーコントロールを与えるために含まれてもよい。

トグルスイッチ（２３１４）の使用の例示的な実施形態では、被験体が初期の立脚期（４０２）の間に「フットスラップ」欠損を経験し、遊脚期（４０６）の間に「下垂足」欠損を経験する場合、被験体は、「フットスラップ」欠損に取り組む前に（あるいはその逆）、「下垂足」欠損にのみ取り組むことを選択的に決めるためにトグルスイッチ（２３１４）を使用することができる。被験体は、所望の運動期として遊脚期（４０６）を選択するためにトグルスイッチ（２３１４）を使用する。多くのトレーニングセッション後、および／または「下垂足」欠損におけるあるレベルの改善を達成した後、被験体は、「フットスラップ」欠損にのみ取り組むために所望の運動期として初期の立脚期（４０２）を選択するべくトグルスイッチ（２３１４）を使用することができる。

この例示的な実施形態は図２５に描かれており、これは、センサー状態出力の痕跡（２５０２）と（２５５２）と、図４Ａの歩行サイクルの複数の運動期にわたって足に適用されたトルクを例証する対のグラフである。センサー状態の痕跡（２５０２）は、フットスイッチ（４２５）からの集合電圧出力の横時間軸（２５１６）と垂直軸（２５１２）とともに、図４Ｂのセンサー状態の痕跡（４２４）と類似している。適用されたトルクの痕跡（２５５２）は、モーター（２２１４）によってＰＤ面（２２２０）のみの靴（２２０２）に対して適用されたトルクの横時間軸（２５１６）と垂直軸（２５５４）をさらに有する。図２５に描かれるように、被験体がトグルスイッチ（２３１４）を使って所望の運動期として遊脚期（４０６）を選択したため、適用されたトルクは被験体が遊脚期（４０６）にあるとき（図４Ａを参照）、遊脚期中に被験体を支援するために、踵離地（４１４）の運動期の直後にピーク（２５５０）に達する。遊脚期（４０６）が所望の運動期として選択されるため、適用されたトルクは他の運動期のいずれの間も欠損トルクを与えない。この例示的な実施形態では、適用されたトルクは、欠損調整型の段階アプローチ（遊脚期（４０６）の間の下垂足など）に合わせて、遊脚期（４０６）以外のすべての運動期中にゼロである。

図２６は、一実施形態に係る、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応性的な補助を与える例証的な軽量携帯用システム（２６００）を例証するブロック図である。システム（２６００）は、靴（２２０２）の底部の真下に位置するプレート（２６３０）のいずれかの側に、（ピボット（１１４）に対応する）対のコネクター（２６３２）が設けられるという点を除いては、上に議論されたシステム（２３００）に類似する。単一のモーター（２２１４）はＰＤ面（２２２０）だけの対のコネクター（２６３２）の周りにロボットにより適用されたトルクを与えるために、第１と第２のリニアアクチュエータ（２３１６）、（２３１８）を介して対のコネクター（２６３２）に接続される。図２の方法（２００）は、現在の運動期のあいだに適応的なタイミングに基づいて、単一のモーター（２２１４）がＰＤ面（２２２０）のみの靴（２２０２）に、適応的な規模のａｎｋｌｅｂｏｔにより適用されたトルクを加える工程（２１３）を除いては、システム（３００）と類似するやり方でシステム（２６００）を使用して実行される。この実施形態では、被験体は、ａｎｋｌｅｂｏｔからの補助を受けているあいだ、通常の靴を使用することができる。

図２７は、図２２のＡとＢのシステム（２２００）における被験体（２７９０）によって運ばれたモーター（２２１４）の電源の例を例証するブロック図である。例示的な実施形態では、電源は、被験体（２７９０）によって着用されたバックパック（２７８０）に入れて運ばれるバッテリー（２７０９）である。例示的な実施形態では、電源は高容量（長寿命）バッテリーである。ケーブル（２７１１）はバッテリー（２７０９）をモーター（２２１４）に接続し、その結果、システム（２２００）は携帯用（モバイル）であり、被験体は外部の電源につなぐことなくシステム（２２００）を使用することができる。例示的な実施形態では、バッテリー（２７０９）は再充電可能な２００ワットのバッテリーなどの再充電可能なバッテリーである。図２７は被験体（２７９０）がバックパック（２７８０）にバッテリー（２７０９）を入れて運んでいる様子を描いているが、被験体（２７９０）は、ポーチまたはポケット内、あるいはベルト上などの被験体のいかなる場所でバッテリー（２７０９）を運ぶことができる。

図２９Ａ－２９Ｃは、一実施形態に係る、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を与えるための例証的な軽量携帯用システム（２９００）を例証するブロック図である。システム（２９００）は、本明細書に議論された特徴を除けば、上に議論されたシステム（２２００）に類似する。システム（２９００）は、モーター（２２１４）とリニアアクチュエータ（２２１６）（モーター（１１６）と梁（１１２ａ）に相当）を、被験体の足首（関節（１９２）に相当）上の脚（身体（１９１）に相当）に取り付ける梁（１１２ａ）として近位の取り付け（２９４０）を含む。例示的な実施形態では、近位の取り付け（２９４０）は膝よりも下の脚にモーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付ける。別の例示的な実施形態では、近位の取り付け（２９４０）は、膝よりも上および下の脚に、モーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付ける。この例示的な実施形態では、近位の取り付け（２９４０）は、モーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）をふくらはぎの周りに固定するストラップ（２２０４）と、モーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）をストラップ（２２０４）に取り外し可能に取り付けるように形作られたストラップ（２２０４）に固定されたブロック（２９４２）を含む。例示的な実施形態では、ブロック（２９４２）はスロットに形成され、スロット内では、モーター（２２１４）は摺動可能に受け取られ、システム（２９００）の使用中にスロット内に固定される。

図２９Ｄは、図２９Ａ－２９Ｃのシステムにおいて足にリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために梁（１１２ｂ）として使用される遠位の取り付け（２９５０）の例を例証するブロック図である。遠位の取り付け（２９５０）は被験体の足首よりも下の足（肢（１９３）に対応する）にリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付ける。例示的な実施形態では、遠位の取り付け（２９５０）は被験体の足のまわりに固定されたあぶみ（２９５２）を含み、あぶみ（２９５２）は接合部（２９５６）（ピボット（１１４）に相当）でリニアアクチュエーター（２２１６）に回転自在につながれた側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）を含む。例示的な実施形態では、接合部（２９５６）は側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）の上端部に相当する。例示的な実施形態では、遠位の取り付け（２９５０）はさらにソール（２９５９）を備えた靴（２９５８）を含み、側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）の下端部はソール（２９５９）に一体的である。様々なサイズの足を持つ被験体に対応するために様々なサイズの靴（２９５８）が提供される。例示的な実施形態において、側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）は、ソール（２９５９）のアーチ領域に隣接するソール（２９５９）に一体的である。例示的な実施形態において、側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）は、約１１０ミリメートル（ｍｍ）、あるいは、約１００ｍｍ－約１２０ｍｍの範囲の長さを有し、ソール（２９５９）に対して約１８度（１８°）、あるいは約１０°－約２５°までの範囲の角度を形成する。いくつかの実施形態において、側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）の長さは様々な靴のサイズ、とりわけ靴底（２９５９）の高さを考慮して調整可能である。いくつかの実施形態において、側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）の角形成は、変数を産出するのに調整可能である、性別に特有の足の人体測定（例えば、靴のサイズと靴の形）について可変の望ましい効果的なモーメントアームを得るために調整可能である。例示的な実施形態において、遠位の取り付け（２９５０）はさらに、接合部（２９５６）でそれぞれの側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）に固定された１つ以上の第１のバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）と、第１のバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）に接続し、リニアアクチュエーター（２２１６）にも接続される第２のバー（２９６２）を含む。第２のバー（２９６２）は複数の側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）に、例えば、対応するバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）を介して、１つのリニアアクチュエーター（２２１６）の動作を伝達するように構成される。これには、単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を使用してＰＤ面（２２２０）だけに動作を作り出すという長所があり、これは携帯用のａｎｋｌｅｂｏｔのコストと重量を減らす。例示的な実施形態では、第２のバーは第１のバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）にほぼ直交して配向される。

単一のモーター（２２１４）が単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を上下へ移動させるにつれ、第１のバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）と第２のバー（２９６２）は同時に、接合部（２９５６）で上向きまたは下向きの力を与え、これは、次にＰＤ面（２２２０）だけに接合部（２９５６）の周りで靴（２９５８）にトルクを選択的に与え、足がＩＥ面（２２２１）で拘束されないようにＩＥ面（２２２１）の靴（２９５８）にはトルクを与えない。例示的な実施形態では、背屈トルクは、リニアアクチュエーター（２２１６）の上方移動に基づいてＰＤ面（２２２０）の靴（２９５８）に与えられ、底屈トルクは、リニアアクチュエーター（２２１６）の下方移動に基づいてＰＤ面（２２２０）の靴（２９５８）に与えられる。

図２９Ｅ－２９Ｆは、一実施形態に係る、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を行うために例証的な軽量携帯用システム（２９００’）を例証するブロック図である。図２９Ｇは、図２９Ｅ－２９Ｆのシステム（２９００’）において足にリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために梁として使用される遠位の取り付け（２９５０’’’）の例を例証するブロック図である。システム（２９００’）は、本明細書で議論される特徴を除いて、上で議論され、図２９Ａ－２９Ｄで描かれたシステム（２９００）に類似する。第１のバー（２９６０ａ、２９６０ｂ）と第２のバー（２９６２）を介してリニアアクチュエーター（２２１６）につながれた平面の側板（２９５４ａ、２９５４ｂ）を特色とするシステム（２９００）の遠位の取り付け（２９５０）とは異なり、システム（２９００’）の遠位の取り付け（２９５０’’’）は、ブロック（２９５３）と、リング（２９６３）を特色とするリンク（２９６５）とを介して、リニアアクチュエータ（２２１６）からにつながれた弓形の側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）を特色とする。例示的な実施形態において、弓形の側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）はブロック（２９５３）の対向する側に接続される。別の例示的な実施形態において、弓形の側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）はブロック（２９５３）に一体的である。いくつかの実施形態において、弓形の側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）はそれぞれ、被験体の足または靴の少なくとも半分の幅の水平距離を移動しつつ、ピボットからソールまでの垂直の距離を達成するために選択された１つ以上の曲率半径を示す。例示的な実施形態において、側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）の曲率半径は４３ｍｍであるか、約３５ｍｍ－約５０ｍｍの範囲である。

例証的な実施形態において、ブロック（２９５３）は、リンク（２９６５）の第１の端部（図示せず）を受け取るために、かつピボット（２９６４）を形成するべくスロット（２９５７）内で第１の端部を固定するためにサイズ指定されたスロット（２９５７）を特色とする。いくつかの実施形態において、ピボット（２９６４）はスロット（２９５７）に沿ってスライドし、これにより、側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）の角度が様々なサイズの靴に適合するように調製されるため、リンク（２９６５）は（例えば、足の基準フレーム内で）都合よく静止したままである。例示的な実施形態において、スロット（２９５７）内のピボット（２９６４）のこの構造的な配置は、サイズの小さな靴については側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）の傾斜の小さな角度を、サイズの大きな靴については側板（２９５４ａ’）、（２９５４ｂ’）の傾斜の大きな角度を考慮している。第１の端部と対抗するリンク（２９６５）の第２の端部は、リニアアクチュエーター（２２１６）の先端（２９６１）を受け取り、かつリング（２９６３）内に先端（２９６１）を固定するためにサイズ設定されるリング（２９６３）を特色とする。いくつかの実施形態において、リンク（２９６５）の第２の端部とリング（２９６３）との間には摩擦嵌合がある。例示的な実施形態において、摩擦嵌合は堅い摩擦嵌合ゴム材料から設計される。別の例示的な実施形態では、先端（２９６１）は蝶ナット（図示せず）を備えたリング（２９６３）に固定される。例示的な実施形態において、リンク（２９６５）の第２の端部はリングに制限されず、リニアアクチュエーター（２２１６）の先端（２９６１）を受け取るためにサイズ設定された開口部を備えた任意の設計を含み得る。例示的な実施形態において、ボールジョイントコネクターなどのピボット（２９６４）は、リング（２９６３）とリンク（２９６５）の第１の端部との間に設けられる。

単一のモーター（２２１４）が単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を上下に移動させると、先端（２９６１）、リング（２９６３）、およびブロック（２９５３）は同時に、接合部（２９５６’）に対応するピボット（２９６４）で上向きまたは下向きの力を与え、これは、次にＰＤ面（２２２０）だけで接合部（２９５６’）の周りで靴（２９５８）にトルクを選択的に与え、足がＩＥ面（２２２１）で拘束されないようにＩＥ面（２２２１）の靴（２９５８）にはトルクを与えない。

図３０Ａは、一実施形態に係る、障害のある足首関節の複数の運動期中に欠損調整型の適応的な補助を行うために例証的な軽量携帯用システム（３０００）を例証する写真である。システム（３０００）は、本明細書に議論される特徴を除けば、上に議論されたシステム（２２００）に類似する。図３０Ｂは、図３０Ａのシステム（３０００）において足にリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために使用される遠位の取り付け（２９５０’）の例を例証する写真である。遠位の取り付け（２９５０’）は、あぶみ（２９５２’）が靴（２２０２）と一体的ではないということを除けば、遠位の取り付け（２９５０）に類似する。代わりに、遠位の取り付け（２９５０’）は、靴（２２０２）の周囲のまわりであぶみ（２９５２’）を固定し、したがって、ＰＤ面（２２２０）だけで接合部（２９５６）のまわりで靴（２２０２）に与えられたトルクを均一に分布させるために、靴（２２０２）のまわりに巻かれるストラップ（３０６４）を含む。例示的な実施形態において、遠位の取り付け（２９５０’）は米国の女性のサイズ６（例えば、足のサイズ２２．５ｃｍ）から米国の男性のサイズ１２（例えば、足のサイズ２８．６ｃｍ）までに及ぶ一連の靴のサイズに適合するように構成される。この例示的な実施形態では、靴（２２０２）はシステム（３０００）の一部ではなく、したがって、システム（３０００）は都合よく任意のタイプの靴を使用することを可能にする。

図３０Ｃ－３０Ｄは、図３０Ａのシステム（３０００）において脚にモーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために梁として使用される近位の取り付け（３０４０）の例を例証する写真である。様々な例示的な実施形態において、近位の取り付け（３０４０）は、膝で、および／または膝よりも上で、脚にモーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付ける。近位の取り付け（３０４０）は、当業者によって認識されるように、膝に固定された膝装具（３０４２）を含んでいる。例示的な実施形態において、近位の取り付け（３０４０）はさらに、膝装具（３０４２）に対して一方の側で固定される取り付けブロック（３０４４）を含み、単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付けるために第２の側に１つ以上の開口部（３０４６）を含む。

図３０Ｅは、図３０Ｃ－３０Ｄの近位の取り付け（３０４０）において脚にモーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために使用される取り付けブロック（３０４４）の例を例証するブロック図である。取り付けブロック（３０４４）は、ファスナー（３０４９）を使用して膝装具（３０４２）に固定される固定ブロック（３０４７）を含んでいる（図を３０Ｃ参照）。取り外し可能なブロック（３０４５）は、固定ブロック（３０４７）内の対応する弓形のスロットに１対の弓形の拡張部（３０４９）をスライドすることにより、固定ブロック（３０４７）に取り外し可能に取り付けられる。例示的な実施形態において、取り外し可能なブロック（３０４５）は、単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を取り付けるために開口部（３０４６）を含んでいる。取り付けブロック（３０４４）により、都合よく単一のモーター（２２１４）と単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を容易に取り外したり、膝装具（３０４２）へ再度取り付けたりすることができる。例示的な実施形態において、取り外し可能なブロック（３０４５）は、取り付けブロック（３０４４）の重量を減らし、ゆえに、システム（３０００）の重量を減らすために、ミル加工された部分（３０４８）をさらに含む。例証された実施形態において、取り付けブロック（３０４４）の寸法は、６０ミリメートル（ｍｍ）のおよその長さ、幅３０ｍｍ、および高さ１５ｍｍを含んでいる。しかしながら、他の実施形態では、取り付けブロック（３０４４）の寸法は任意の特定の数の寸法に制限されていない。いくつかの実施形態において、取り付けブロック（３０４４）が３Ｄ印刷によって生産される場合、取り付けブロック（３０４４）はアクリロニトリル・ブタジエン・スチレンで作られている。いくつかの実施形態において、取り付けブロック（３０４４）が機械加工される場合、取り付けブロック（３０４４）はアルミニウム６０６１－Ｔ６材料で作られている。いくつかの実施形態において、各フライス加工された部分（３０４８）の寸法は、１５ｍｍの近似の長さと幅１０ｍｍを含んでいる。

図３０Ｆは、図３０Ｃ－３０Ｄの近位の取り付け（３０４０）において脚にモーター（２２１４）とリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために使用される取り付けブロック（３０４４’）の例を例証するブロック図である。取り付けブロック（３０４４）とは異なり、開口部（３０４６）とフライス加工された部分（３０４８）が取り外し可能なブロック（３０４５）に形成される場合、取り付けブロック（３０４４’）は取り外し可能なブロックを特色とせず、その代わりに、膝装具（３０４２）に固定された固定ブロック（３０４７’）は、開口部（３０４６’）とフライス加工された部分（３０４８’）を特色とする。

図３１Ａ－３１Ｂは、図３０Ａのシステム（３０００）において足にリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために梁（１１２ｂ）として使用される遠位の取り付け（２９５０’’）の例を例証するブロック図である。遠位の取り付け（２９５０’’）は、足を受け取るように構成される靴（２２０２）の長さの周囲を固定するための調整可能なサドル（３１５２）である。サドル（３１５２）は、靴（２２０２）の踵部分を受け取るために形作られた第１のカップ（３１５４）と、靴（２２０２）のつま先部分を受け取るために形作られた第２のカップ（３１５６）を含んでいる。スロット（３１６０）を備えるバー（３１５８）は、第１のカップ（３１５４）に固定された第１の端部と、第２のカップ（３１５６）の溝部（３１６１）に摺動可能に受け取られる第２の端部とを有する。しかしながら、遠位の取り付け（２９５０’’）はこの構造的な配置に制限されず、バー（３１５８）の第１の端部を第２のカップ（３１５６）に固定することができ、バー（３１５８）の第２の端部を第１のカップ（３１５４）の溝部で摺動可能に受け取ることができる。例示的な実施形態において、バー（３１５８）は、第１と第２のカップ（３１５４）、（３１５６）の間隔が、靴（２２０２）のサイズに相当するように、選択的な量によって溝部（３１６１）にスライドされる。その後、第２のカップ（３１５６）内のファスナー（３１６３）は、第１と第２のカップ（３１５４）、（３１５６）の間隔を固定するためにスロット（３１６０）内に固定される。

例示的な実施形態において、第２のカップ（３１５６）は、接合部（３１７３）（ピボット（１１４）に相当）とともに側板（３１６５ａ）、（３１６５ｂ）を含む。例示的な実施形態において、シリンダー（３１６６）は側板（３１６５ａ）、（３１６５ｂ）の間の接合部（３１７３）で接続される。図３１Ｃは、図３１Ａ－３１Ｂの遠位の取り付け（２２５０’’）において足にリニアアクチュエーター（２２１６）をつなぐために使用されるボールジョイント（３１６８）の例を例証するブロック図である。例示的な実施形態において、第２のバー（３１７１）はシリンダー（３１６６）の通路（３１７５）内に当初は位置し、その後、第１のバー（３１６９）とボールジョイント（３１６８）は、通路（３１７５）内の第２のバー（３１７１）に接続される。シリンダー（３１６６）はその後、側板（３１６５ａ）、（３１６５ｂ）の間の接合部（３１７３）で接続される。その後、ボールジョイント（３１６８）はリニアアクチュエーター（２２１６）に接続される。単一のモーター（２２１４）が単一のリニアアクチュエーター（２２１６）を上下へ移動させると、ボールジョイント（３１６８）と第１のバー（３１６９）は同時に接合部（３１７３）で上向きまたは下向きの力を与え、これは、次にＰＤ面（２２２０）だけで接合部（３１７３）の周りでサドル（３１５２）（および靴（２２０２））にトルクを選択的に与え、足がＩＥ面（２２２１）で拘束されないようにＩＥ面（２２２１）のサドル（３１５２）（および靴（２２０２））にはトルクを与えない。例示的な実施形態において、背屈トルクは、リニアアクチュエーター（２２１６）の上方移動に基づいてＰＤ面（２２２０）の靴（２２０２）に与えられ、底屈トルクは、リニアアクチュエーター（２２１６）の下方移動に基づいてＰＤ面（２２２０）の靴（２２０２）に与えられる。

例示的な実施形態において、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は、上に議論されたセンサー（１２０）、（１２１）、リニアアクチュエータ、靴、近位の取り付け、および／または、遠位の取り付けを含む必要がない。この例示的な実施形態では、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は、方法（２００）の工程（２０７）、（２０９）、（２１１）、（２１３）を少なくとも行うように構成されるモジュール（１５０）とともに、単一のモーター（２２１４）とコントローラー（１４０）のみを含む。例示的な実施形態において、コントローラー（１４０）のモジュール（１５０）は、被験体のセンサー状態に基づいた複数の運動期（工程（２０１））、通常の被験体のロボットパラメーターの痕跡（工程（２０３））、および／または外部源からの障害のある被験体ロボットパラメーターの痕跡（工程（２０５））を得る。別の例示的な実施形態において、コントローラー（１４０）は、センサー通信チャネル（１２２）に接続して、被験体センサー（１２０）および／またはロボットセンサー（１２１）から入力を受け取るために、センサー入力を含む。

例示的な実施形態において、工程（２０９）の間、コントローラー（１４０）は、現在の運動期を判定するために１つ以上の被験体センサー（１２０）からセンサー通信チャネル（１２２）に沿ってデータを受け取る。例示的な実施形態において、被験体センサー（１２０）は、ＰＤ面（２２２０）の作動のためにコントローラー入力を生成するための靴の踵とつま先の領域内のフットスイッチ（４２５）（図４Ｂ）であり、ゆえに、靴の内側または外側の領域にフットスイッチ（４２５）を備える必要がない。例示的な実施形態において、被験体センサー（１２０）は、靴の踵領域、つま先領域、内側領域、および外側領域にフットスイッチ（４２５）を含む。

例示的な実施形態において、工程（２０３）、（２０５）の間、コントローラー（１４０）は、１つ以上のロボット・センサー（１２１）からセンサー通信チャネル（１２２）に沿ってデータを受け取る。例示的な実施形態において、センサー（１２１）は、リニアアクチュエーター（２２１６）の直線運動を測定する単なる１つのセンサー（３１３）である。例示的な実施形態において、センサー（３１３）はリニアインクリメンタル光学式エンコーダである。例示的な実施形態において、センサー（１２１）は、ＰＤ面（２２２０）の内部領域／外側領域を測定するセンサー（３１２）を含む必要はない。例示的な実施形態において、センサー（３１２）はロータリエンコーダである。いくつかの実施形態において、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は、工程（２０３）、（２０５）がシステムによっては行われず、その代わりに外部システムにより行われ、通常の被験体と損傷のある被験体のロボットパラメーターの痕跡がモジュール（１５０）にアップロードされる場合などは、任意のセンサー（１２１）を除外する。

例示的な実施形態において、工程（２０３）、（２０５）の間、センサー（１２１）はセンサー（３１２）と（３１３）のいずれかである。別の例示的な実施形態では、工程（２０３）、（２０５）の間、センサー（１２１）は両方ともセンサー（３１２）、（３１３）であり、ここで、センサー（３１３）は、ＰＤ面（２２２０）の足首角度データを含むロボット・パラメーター・データを評価するために、リニアアクチュエーター（２２１６）の直線移動データを測定し、センサー（３１２）はモーター（２２１４）を転流させる。例示的な実施形態において、センサー（３１３）は、リニアアクチュエーター（２２１６）の直線移動を検知する。１つの例示的な実施形態では、センサー（３１３）は、センサー通信チャネル（１２２）に沿ったモジュール（１５０）の直線移動を示す直線移動データを送信し、モジュール（１５０）はその後、直線移動データを、ＰＤ面（２２２０）内の靴の位置データなどのロボット状態パラメーターデータに変換する。別の例示的な実施形態では、センサー（３１３）は直線移動データをロボット状態パラメーターデータに変換し、続いて、センサー通信チャネル（１２２）に沿ってモジュール（１５０）にロボット状態パラメーターデータを送信する。例示的な実施形態において、ＰＤ面（２２２０）の靴の位置データは、ＰＤ面（２２２０）内の（固定軸に対する）靴の角度あるいは靴の速度を含んでいる。図３２は、一実施形態に係る、ａｎｋｌｅｂｏｔを着用している身体と足の例示的な寸法を例証する図である。ＰＤ面（２２２０）の靴の角度θｄｐは、以下によって得られる：

ここで、ｘは、地軸（例えば、Ｘ軸、図３２を参照）に沿った足首とａｎｋｌｅｂｏｔとの間の取り付け点とアクチュエータ力の作用線との間の距離の地上座標系（ｘ－ｙ）に沿った投影の寸法であり、θ_{ｄｐｏｆｆｓｅｔ}は、ＰＤ面（２２２０）に回転した肢座標軸（ｘ’－ｙ’）と地上座標軸（ｘ－ｙ）の相対的な配向を特徴とする足首のオフセット角度である。ｘの値は以下によって得られる：

ここで、ｘ_{ｔｒ，ｌｅｎ}は、モーター（３１４）の頂部に取り付けられたロータリエンコーダ（３１２）の点から、足の上のリニアアクチュエーター（２２１６）の取り付け点までの長さとして定義された伝達長さであり、Ｌ_{ｓｈａｎｋ}は、被験体の脚の長さ（例えば、足首から膝まで測定される）であり、ｘ_{ｌｉｎｋ，ｄｉｓｐ}はリニアアクチュエーター（２２１６）の変位長さであり、および、ｘ_{ｌｅｎｇｔｈ}は、ＰＤ面（２２２０）の足首とａｎｋｌｅｂｏｔとの間の取り付け点と、リニアアクチュエータ（２２１６）力の作用線との間の距離である。移動長さｘ_{ｌｉｎｋ，ｄｉｓｐ}は、センサー（３１３）によって測定されるリニアアクチュエーター（２２１６）の正味の直線変位ｘ_{ｒｉｇｈｔ}を用いて得られる：

ここでｘ_{ａｖａｃｔ}は、最大のアクチュエータ拡張と最大のアクチュエータ圧縮との間の差の半分として定義された平均アクチュエータ（２２１６）長さである。例示的な実施形態において、モジュール（１５０）は、リニアアクチュエーター（２２１６）の正味の変位ｘを含むセンサー（３１３）からの直線移動データを受け取り、リニアアクチュエーター（２２１６）の変位長さｘ_{ｌｉｎｋ，ｄｉｓｐ}を計算するために方程式１３を使用する。その後、モジュール（１５０）は、方程式１２を使用してｘを計算するために、Ｌ_{ｓｈａｎｋ、ｘｔｒ，ｌｅｎ}、およびｘ_{ｌｅｎｇｔｈ}に対する既知の値とともに、計算された変位長さｘ_{ｌｉｎｋ，ｄｉｓｐ}を使用する。パラメーターｘ_{ｔｒ，ｌｅｎ}は、モーターに取り付けたロータリエンコーダの頂部からアクチュエータの現在の直線変位までの直線測定によって決定される。モジュール（１５０）はその後、方程式１１を使用して、角度θ_ｄｐを計算するために、θ_{ｄｐｏｆｆｓｅｔ}に対する既知の値と共に計算されたｘ値を使用する。いくつかの実施形態において、オフセット角θ_{ｄｐｏｆｆｓｅｔ}値は足の腫瘤、足関節硬直などの内因性の足の機械インピーダンス、および足首の剛性などの任意の病的な因子に応じて変わる。例示的な実施形態において、ＰＤ面（２２２０）の中のオフセット角度θ_{ｄｐｏｆｆｓｅｔ}の典型的な既知の値は約数度である。

例示的な実施形態において、工程（２１１）の間、モジュール（１５０）は、現在の運動期のに対してロボットにより適用されたトルクの適応的な規模に相当するリニアアクチュエーター（２２１６）の直線移動データを判定する。工程（２１３）の間、モジュール（１５０）は、工程（２０９）からの現在の運動期に関して適応的なタイミングに基づいて、現在の運動期についての直線移動データをモーター（２２１４）に送信する。モジュール（１５０）から直線移動データを受け取ると、モーター（２２１４）は、工程（２１１）で決定された適応的な規模で適用されたトルクがＰＤ面（２２２０）だけでピボット（１１４）に与えられるように、直線移動データに合わせてリニアアクチュエーター（２２１６）に直線移動を与える。例示的な実施形態において、立脚運動期（４０４）の間、モジュール（１５０）はモーター（２２１４）に直線移動データを送信し、その結果、モーター（２２１４）はリニアアクチュエーター（２２１６）に下向きの運動を与え、底屈トルクは、ＰＤ面（２２２０）のみでピボット（１１４）に適応的な規模で加えられる（例えば、「蹴り出し（ｐｕｓｈｏｆｆ）」不足を修正するために）ようになる。例示的な実施形態において、遊脚運動期（４０６）の間、モジュール（１５０）はモーター（２２１４）に直線移動データを送信し、その結果、モーター（２２１４）はリニアアクチュエーター（２２１６）に上向きの運動を与え、背屈トルクは、ＰＤ面（２２２０）のみでピボット（１１４）に適応的な規模で加えられる（例えば、「下垂足」欠損を修正するために）ようになる。これらの例示的な実施形態では、ピボット（１１４）は足の足首とつま先の領域の間に位置する。

例示的な実施形態において、脚の一方の側に１つのリニアアクチュエータがある、２つのリニアアクチュエータ（２２１６）、（２３１８）を含むシステム（２３００）と（２６００）について、工程（２１３）は、ピボット（１１４）のロボットにより適用されたトルクがＰＤ面（２２２０）のみにあるように、同じ方向にリニアアクチュエータ（２２１６）、（２３１８）の両方を移動させることを含む。例示的な実施形態において、工程（２１３）は両方のリニアアクチュエータ（２２１６）、（２３１８）と同じ方向に同じ規模の力を加えることを含む。例示的な実施形態において、コネクター（２３１９）は、ピボット（１１４）のロボットにより適用されたトルクがＰＤ面（２２２０）にのみあるように、同じ方向に両方のリニアアクチュエーター（２２１６）と（２３１８）を移動させることを促す。

例示的な実施形態において、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は、各々が被験体（２７９０）により運ばれるように、携帯用であり、独立している。例示的な実施形態において、システムは携帯用で独立しているため、システムの操作をモニタリングするか制御するために、被験体（２７９０）によって着用されたシステムの外側のいかなる外部制御手段も使用することができない。例示的な実施形態において、コントローラー（１４０）とモジュール（１５０）は、マイクロプロセッサーＡＴｍｅｇａ３２Ｕ４またはＡＲ９３３１Ｌｉｎｕｘ（登録商標）、Ａｒｄｕｉｎｏ、Ｓｏｍｅｒｖｉｌｌｅ、ＭＡを備えるＡｒｄｕｉｎｏＹｕｎ（登録商標）などのマイクロチップである。

例示的な実施形態において、工程（２０１）、（２０９）の間、もし万一靴の中のフットスイッチ（４２５）の１つ以上が失敗すると、コントローラー（１４０）とモジュール（１５０）は現在の運動期を示すフットスイッチ（４２５）からのセンサー状態を受け取れないこともある。例示的な実施形態において、システムは、障害のある足の現在の運動期を決定するために使用することができるモジュール（１５０）にデータを供給するために使用可能な他のバックアップセンサーを有利に含んでいる。１つの例示的な実施形態において、先に議論されたように、フットスイッチ（４２５）は障害のない足の靴または遠位の取り付け（２９５０’）に位置し、これらのフットスイッチ（４２５）はモジュール（１５０）に集合出力を送信し、これは、障害のある足の現在の運動期を決定するためにモジュール（１５０）によって使用することができる。別の例示的な実施形態において、１つ以上のセンサーは、障害のある足の現在の運動期を決定するために使用することができるモジュール（１５０）にデータを供給するために足および／または膝に置かれる。例示的な実施形態において、膝センサー（例えば（３１５））は、障害のある膝の現在の運動期データを決定するために使用することができるシングルターンまたはマルチターンアナログポテンショメータである。この例示的な実施形態では、このデータは、障害のある足を補助するために、膝関節の角度位置を足首関節の角度位置にマッピングするために用いられる。別の例示的な実施形態において、先に議論されたように、モーター（２２１４）からの電圧信号は、ジョイント（１１４）上で被験体により与えられたトルクに基づいて、コントローラー（１４０）とモジュール（１５０）に送信され、モジュール（１５０）は、現在の運動期を決定するために電圧信号を用いる。

例示的な実施形態において、工程（２０５）の前に、方法（２００）は、障害のある被験体が１つ以上の健康状態を持っているかどうかを判断する１つの工程を含む。例示的な実施形態において、工程（２０７）の欠損パラメーター、工程（２０９）の適応的なタイミング、および／または、工程（２１１）の適応的な規模は、判定された健康状態に基づいて調節される。別の例示的な実施形態において、工程（２１７）の治療セッションの運動サイクルの数、および／または工程（２１９）の物理療法のための物理療法セッションの数は、１つ以上の判定された健康状態に基づいて調節される。別の例示的な実施形態では、工程（２２１）の予測された適応的な規模は１つ以上の判定された健康状態に基づいて調節される。

例示的な実施形態において、健康状態は、患者の失われた肢と取り換えるために切断人工装具を含み、方法（２００）は患者が可動性と感覚機能を回復するのを助けるために使用される。別の例示的な実施形態では、健康状態は糖尿病性神経障害を含み、方法（２００）は足の圧力と地面反力を調節するために使用される。別の例示的な実施形態では、健康状態は運動学習の健康状態を含み、方法（２００）は足病学、整形外科および義肢学に関する結果を改善するために使用される。別の例示的な実施形態において、健康状態は脳卒中を含み、方法（２００）は、麻痺性（例えば、病気が発症した）の足首の寄与を増加させることによって歩行機能やバランス機能を改善するために使用される。別の例示的な実施形態では、健康状態は多発性硬化症（ＭＳ）、パーキンソン病、あるいは神経障害または末梢性神経障害を含んでいる。例示的な実施形態において、方法（２００）はパーキンソン病の被験体のすくみ足を絶つための破壊的技術として使用される。例示的な実施形態において、方法（２００）は、移動度タスクの継続性に向けてすくみの発症を絶つために、および転倒のリスクを下げるために、感覚を思い出させ、補助のトルクを与えるべく、曲がる間、歩行の方向を変える間、パーキンソン病の被験体のすくみの発症中に１つ以上のトルクを一気に提供するために使用される。

別の例示的な実施形態において、これらの健康状態としては、限定されないが、腓骨神経、坐骨神経あるいは第４または第５腰椎椎間板圧縮、または他の神経根、脊髄、馬尾に対する損傷、あるいは、歩行とバランスに支障をきたすように足首の機能を変える脊髄円錘損傷を含む、下肢の整形外科的な疾病と外傷が挙げられる。別の例示的な実施形態において、こうした健康状態は、足首の感覚運動制御を損なう筋肉および／または神経の損傷を伴う前隔壁腔症候群を形成する脛骨への外傷と、足首の神経支配を変える寛骨臼の骨折を含む、神経筋および整形外科的な疾病を含む。

例示的な実施形態において、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）の単一のモーター（２２１４）は、バックドライバビリティ（ｂａｃｋ－ｄｒｉｖａｂｉｌｉｔｙ）、０．４－０．５ニュートン・メートル（Ｎ＊ｍ）の範囲の最小限の継続的な停動トルク、１．６Ｎ＊ｍの最小限のピークトルク、１キログラム（ｋｇ）当たり０．６３９Ｎ＊ｍの最小限のトルク対質量比、０．７８ｋｇの最大限の重量、および６６００ドルの最大限のコストの１つ以上を含むパラメーターに基づいて選択される。例示的な実施形態において、単一のモーター（２２１４）は上に列挙されたパラメーターをすべて有する。

以前に議論されたように、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）はシステム（３００）に類似しており、対のモーター（３１４）が単一のモーター（２２１４）に取り替えられるという１つの差異がある。例示的な実施形態において、単一のモーター（２２１４）が対のモーター（３１４）と同じトルクを加えるように、単一のモーター（２２１４）は、単一のモーター（２２１４）のパラメーターが対のモーター（３１４）用のパラメーターと同等となるように選択される。例示的な実施形態において、以下の表１は、ＫｏｌｌｍｏｒｇｅｎＲＢＥ（Ｈ）シリーズのモーターの候補：ＲＢＥ（Ｈ）００７１４モーター（モーター（３１４）に関する例示的な実施形態で使用された）と、ＫｏｌｌｍｏｒｇｅｎＲＢＥ（Ｈ）０１２１３およびＫｏｌｌｍｏｒｇｅｎＲＢＥ（Ｈ）０１２１４のモーター（単一のモーター（２２１４）に対する例示的な候補）のパラメーターを示す。システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）用の単一のモーター（２２１４）に対する候補としてＫｏｌｌｍｏｒｇｅｎＲＢＥ（Ｈ）モーターを選択する理由は、一部には、市場の他のモーターと比較して、高い連続的な停動トルクとピークトルク、低静止摩擦トルク、低質量、高いトルク－質量比、および低価格にある。

表１によれば、Ｋｏｌｌｍｏｒｇｅｎ００７１４モーターは０．２５Ｎｍの連続的な停動トルク、０．８０２Ｎｍのピークトルク、０．３９１ｋｇの重量、０．６３９Ｎｍ／ｋｇのトルク対質量比、および３３００ドルのコストを有する。単一のモーター（２２１４）が１対のＫｏｌｌｍｏｒｇｅｎ００７１４モーターに取って代わっているので、単一のモーター（２２１４）の最小限のパラメーターは、０．５０Ｎｍの連続的な停動トルク、１．６０Ｎｍのピークトルク、（システムの全重量を減らすための）０．７８０ｋｇ未満の重量、０．６３９Ｎｍ／ｋｇを超えるトルク対質量比、および（システムの全費用を下げるための）６６００ドル未満のコストを含んでいる。この例示的な実施形態では、Ｋｏｌｌｍｏｒｇｅｎ０１２１４モーターは、単一のモーター（２２１４）と表１データのこうした基準に基づいて、いくつかの実施形態では単一のモーター（２２１４）に選択された。しかしながら、システム（２２００）、（２３００）、（２６００）はいかなる特定のモーターに限定されず、モーター（２２１４）の選択も上に列挙された特定の数値パラメーター閾値に限定されず、常に発展している市場で入手可能となる表１に列挙されるものと等しいかそれよりも優れている数値パラメーター閾値を含む。システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）の単一のモーター（２２１４）は任意のパラメーターに基づいて選択可能であり、該パラメーターは、工程（２１３）のモーター（２２１４）が、現在の運動期のための適応的なタイミングに基づいて、およびアプリケーションＥからＦに基づいて、現在の運動期のためにＰＤ面（２２２０）だけで靴（２２０２）に適応的な規模のａｎｋｌｅｂｏｔにより適用されたトルクを加えることを保証する。

以前に議論されたように、システム（２２００）、（２９００）、（３０００）はシステム（３００）に類似しており、別の差異は、対のリニアアクチュエーター（３１６）が単一のリニアアクチュエーター（２２１６）と取り替えられるということである。さらに、上に議論されるように、対のモーター（３１４）は単一のモーター（２２１４）と取り替えられる。その結果、システム（２２００）、（２９００）、（３０００）は、１つのリニアアクチュエータ（３１４）（およびそのケーシング）の重量と同様に、対のモーター（３１４）と単一のモーター（２２１４）との間の差によりシステム（３００）の重量を減少させる。さらに、システム（２２００）、（２９００）、（３０００）は、１つのリニアアクチュエータ（３１４）（およびそのケーシング）のコストと同様に、対のモーター（３１４）と単一のモーター（２２１４）との間のコストの差によりシステム（３００）のコストの減少をもたらす。さらに、例示的な実施形態では、システム（２２００）、（２９００）、（３０００）は、内側と外側のフットスイッチ（４２５）を含む必要がなく、センサー（３１２）、（３１３）（ロボット・センサー（１２１）に相当）も含む必要がない。例示的な実施形態において、以下の表２は、システム（３００）と比較して、結果として生じるシステム（２２００）、（２９００）と（３０００）のコストの削減と重量の減少を示す。システム（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は、システム（３００）のアクチュエータの選択によって限定されない。例示的な実施形態において、システム（３００）のリニアアクチュエーター（３１４）にはＲｏｈ’Ｌｉｘアクチュエータが選択された。なぜならは、Ｒｏｈ’Ｌｉｘアクチュエータは、高いバックドライバビリティを提供するねじ山が設けられていないスクリューアクチュエーターであるからであり、例示的な実施形態では、バックドライバビリティは、システム（３００）、（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）で使用されるリニアアクチュエータのパラメーターである。しかしながら、システム（３００）、（２２００）、（２３００）、（２６００）、（２９００）、（３０００）は任意の特定のリニアアクチュエータに限定されず、もし万一、Ｒｏｈ’Ｌｉｘとして同等のまたはより優れた特性を備えたアクチュエータが常に発展している市場で入手可能になった場合には、同じクラス（ねじ山が設けられていないリニアスクリュー）あるいは別のクラスの他のアクチュエータの選択の柔軟性が保持される。

表２に描かれるように、例示的な実施形態では、システム（２２００）、（２９００）、（３０００）は、およそ２．４７ｋｇと軽量で、アクチュエーターケーシング－モーターの組立てのためのコストは３２７５ドルと手頃である。結果として生じるシステムの重量の減少とコストの節約は、被験体が家に持ち帰ることができる軽量で手頃なａｎｋｌｅｂｏｔに形を変える。その後、被験体は、医療施設での計画的なトレーニングセッションの間にａｎｋｌｅｂｏｔで可能であったであろう多くの歩行サイクルにわたってａｎｋｌｅｂｏｔを利用することができる。その結果、被験体は、各運動期の欠損パラメーターの迅速かつ継続的な改善を経験することができる。

３．計算用ハードウェア概観
図１９は、本発明の実施形態が実施され得るコンピュータシステム（１９００）を例証するブロック図である。コンピュータシステム（１９００）は、コンピュータシステム（１９００）の他の内部と外部のコンポーネント間の情報を伝達するためのバス（１９１０）などの通信メカニズムを含む。情報は、典型的には電圧であるが、他の実施形態では、磁気、電磁気、現象、圧力、化学物質、分子の原子と量子の相互作用などの現象を含む、測定可能な現象の物理的な信号として表される。例えば、北と南の磁場、あるいは、ゼロとゼロでない電圧は、２進数字（ビット）を２つの状態（０と１）を表す。他の現象は、より高次の進数の桁を表すことができる。測定前の複数の同時の量子的状態の重ね合わせは量子ビット（量子ビット）を表す。１つ以上の進数字列は、数を表すかあるいは文字をコードするために使用されるデジタルデータを構成する。いくつかの実施形態において、アナログデータと呼ばれる情報は、特定の範囲内の測定可能な値の近い連続体によって表される。コンピューターシステム（１９００）またはその一部は、本明細書に記載される１つ以上の方法を１工程以上行うための手段を構成する。

２進数字列は、数を表すかあるいは文字をコードするために使用されるデジタルデータを構成する。情報がバス（１９１０）につながれた装置中に迅速に伝達されるように、バス（１９１０）は情報の多くの平行導体を含む。情報を処理するための１つ以上のプロセッサー（１９０２）がバス（１９１０）とつながれる。プロセッサー（１９０２）は情報に操作のセットを行う。操作のセットはバス（１９１０）から情報を持ち込み、バス（１９１０）に情報を入れることを含む。操作のセットはさらに典型的には２単位以上の情報を比較し、情報の単位の位置を変え、足し算または掛け算によるなどして２単位以上の情報を組み合わせることを含む。プロセッサー（１９０２）によって実行される動作のシーケンスはコンピューター命令を構成する。

コンピュータシステム（１９００）はさらにバス（１９１０）につながれたメモリ（１９０４）を含む。ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）あるいは他の動的記憶装置などのメモリ（１９０４）は、コンピューター命令を含む情報を保存する。ダイナミックメモリは、内部に保存される情報がコンピュータシステム（１９００）によって変更されることを可能にする。ＲＡＭにより、メモリアドレスと呼ばれる位置に保存された情報の単位を、近隣のアドレスの情報とは無関係に保存して検索することができる。メモリ（１９０４）は、コンピューター命令の実行の間に一時的な値を保存するために、プロセッサー（１９０２）によっても使用される。コンピュータシステム（１９００）はさらに読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）（１９０６）、または、コンピュータシステム（１９００）によって変更されない、命令を含む静的な情報を保存するためにバス（１９１０）につながれた他の静的記憶装置も含む。さらに、コンピュータシステム（１９００）が電源を切られるか、他の方法で電力を失った時でも永続する、命令を含む情報を保存するための磁気ディスクまたは光ディスクなどの不揮発性の（永続的）記憶装置（１９０８）もをバス（１９１０）につながれている。

命令を含む情報は、人間のユーザーによって操作された英数字キーを含むキーボードなどの外部入力装置（１９１２）あるいはセンサーから、プロセッサーにより使用されるためにバス（１９１０）に提供される。センサーはその付近の状態を検出し、その検出を、コンピュータシステム（１９００）で情報を表すために使用される信号と適合する信号へと転換する。主として人間と相互に作用するために使用されるバス（１９１０）につながれた他の外部装置は、画像を提示するための陰極線管（ＣＲＴ）あるいは液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）などのディスプレイ装置（１９１４）、および、ディスプレイ（１９１４）上に提示された小さなカーソル画像の位置を制御し、ディスプレイ（１９１４）に提示されたグラフィック要素に関連したコマンドを発するための、マウスあるいはトラックボールあるいはカーソル方向キーなどのポインティングデバイス（１９１６）を含む。

例証された実施形態では、特定用途向け集積回路（ＩＣ）（１９２０）などの特殊目的ハードウェアは、バス（１９１０）につながれる。特殊目的ハードウェアは、特殊な目的のためにプロセッサー（１９０２）では十分に速く行われない操作を行なうように構成される。特定用途向けのＩＣの例としては、ディスプレイ（１９１４）向けの画像を生成するためのグラフィックアクセラレータ、ネットワークを介して送信されたメッセージを暗号化して解読するための暗号処理ボード、音声認識、および、ハードウェアでより効率的に実行されるいくつかの複雑な動作のシーケンスを行う、ロボットアームや医療スキャニング装置などの特別な外部装置に対するインターフェースが挙げられる。

コンピュータシステム（１９００）は、バス（１９１０）につながれた通信インターフェース（１９７０）の１つ以上の例をさらに含む。通信インターフェース（１９７０）は、プリンター、スキャナーおよび外部ディスクなどのそれ自体のプロセッサーで作動する様々な外部装置との双方向通信結合を提供する。一般に、この結合は、プロセッサーを備えた様々な外部装置が接続されたローカルネットワーク（１９８０）に接続されるネットワークリンク（１９７８）とのものである。例えば、通信インターフェース（１９７０）は、パラレルポートあるいはシリアルポート、またはパソコン上のユニバーサル・シリアル・バス（ＵＳＢ）であってもよい。いくつかの実施形態において、通信インターフェース（１９７０）はサービス総合デジタル網（ＩＳＤＮ）カード、あるいはデジタル加入者線（ＤＳＬ）カード、あるいは、電話回線の対応するタイプに対する情報通信接続を提供する電話モデムである。いくつかの実施形態において、通信インターフェース（１９７０）は、バス（１９１０）上の信号を同軸ケーブルを介した通信接続の信号に、あるいは光ファイバーケーブルを介した通信接続のための光信号に変換するケーブルモデムである。別の例として、通信インターフェース（１９７０）は、イーサネット（登録商標）などの適合するＬＡＮへのデータ通信接続を提供するために、ローカル・エリア・ネットワーク（ＬＡＮ）カードであってもよい。無線リンクが実装されることもある。電波、光波、および赤外線波を含む音波と電磁波などの搬送波は、ワイヤーまたはケーブルを介さずに空間を移動する。信号は、搬送波の振幅、周波数、相、偏光、あるいは他の物理的特性の人為的な変動を含む。無線リンクについては、通信インターフェース（１９７０）は、デジタルデータなどの情報の流れを運ぶ赤外線信号と光信号を含む、電気信号、音響信号、あるいは電磁信号を送受信する。

コンピューター可読媒体という用語は、プロセッサー（１９０２）に実行命令を含む情報を提供することに参加するあらゆる媒体を指すように本明細書では使用される。こうした媒体は、限定されないが、不揮発性の媒体、揮発性の媒体、および伝達媒体を含む多くの形態をとってもよい。不揮発性の媒体は、例えば、記憶装置（１９０８）などの光学ディスクまたは磁気ディスクを含む。揮発性の媒体は例えば、ダイナミックメモリ（１９０４）を含んでいる。伝達媒体は、例えば、同軸ケーブル、銅線、光ファイバーケーブル、電波、光波、および赤外線波を含む音波と電磁波などの、ワイヤーまたはケーブルを介さずに空間を移動する波を含む。コンピューター可読記憶媒体との用語は、伝達媒体を除いて、プロセッサー（１９０２）に情報を提供することに参加するあらゆる媒体を指すように本明細書で使用される。

コンピューター可読媒体の一般的な形態としては、例えば、フロッピーディスク、フレキシブルディスク、ハードディスク、磁気テープまたは他の磁気媒体、コンパクトディスクＲＯＭ（ＣＤ－ＲＯＭ））、デジタルビデオディスク（ＤＶＤ）または他の光学媒体、パンチカード、紙テープ、あるいはホールのパターンを備えたあるいは他の物理的な媒体、ＲＡＭ、プログラマブルＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なＰＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）、ＦＬＡＳＨ－ＥＰＲＯＭ、あるいは他のメモリチップまたはカートリッジ、搬送波、あるいはコンピューターが読み取ることができる他の媒体が挙げられる。非一時的なコンピューター可読記憶媒体との用語は、搬送波と他の信号を除いて、プロセッサー（１９０２）に情報を提供することに参加する任意の媒体を指すように本明細書で使用される。

１つ以上の明確な媒体中でコードされた論理は、ＡＳＩＣ＊（１９２０）などの特殊目的ハードウェアとコンピューター可読記憶媒体でのプロセッサー命令１つまたは両方を含む。

ネットワークリンク（１９７８）は典型的には、情報を使用または処理する他の装置に、１つ以上のネットワークを介する情報通信を提供する。例えば、ネットワーク・リンク（１９７８）は、ローカルネットワーク（１９８０）を介してホストコンピュータ（１９８２）へ、あるいはインターネットサービスプロバイダー（ＩＳＰ）によって操作された装置（１９８４）へ、接続を提供することがある。ＩＳＰ装置（１９８４）は、順に、インターネット（１９９０）と現在では呼ばれるネットワークの公共の世界的なパケット交換通信ネットワークによってデータ通信サービスを提供する。インターネットに接続されたサーバー（１９９２）と呼ばれるコンピューターは、インターネットで受け取った情報に応じてサービスを提供する。例えば、サーバー（１９９２）は、ディスプレイ（１９１４）での提示のための映像データを表す情報を提供する。

本発明は、本明細書に記載される技術を実施するためのコンピュータシステム（１９００）の使用に関する。本発明の１つの実施形態によれば、こうした技術は、メモリ（１９０４）に含まれている１つ以上の命令の１つ以上のシーケンスを実行するプロセッサー（１９０２）に応じて、コンピュータシステム（１９００）によって行われる。ソフトウェアやプログラムコードとも呼ばれるこうした命令は、記憶装置（１９０８）などの別のコンピューター可読媒体からメモリ（１９０４）に読み込まれることもある。メモリ（１９０４）に含まれる命令のシーケンスを実行することで、プロセッサー（１９０２）は本明細書に記載される方法の工程を行う。代替的な実施形態では、特定用途向け集積回路（１９２０）などのハードウェアは、本発明を実行するためにソフトウェアの代わりに、あるいはソフトウェアと組み合わせて使用されてもよい。したがって、本発明の実施形態はハードウェアとソフトウェアのいかなる特定の組み合わせにも制限されない。

通信インターフェース（１９７０）でネットワークリンク（１９７８）と他のネットワークを介して送信された信号は、コンピュータシステム（１９００）への／からの情報を伝達する。コンピュータシステム（１９００）は、ネットワーク（１９８０）、（１９９０）を介して、その中でもとりわけ、ネットワークリンク（１９７８）と通信インターフェース（１９７０）を介して、プログラムコードを含む情報を送受信することができる。インターネット（１９９０）を使用する一例において、サーバー（１９９２）は、インターネット（１９９０）、ＩＳＰ装置（１９８４）、ローカルネットワーク（１９８０）、および通信インターフェース（１９７０）を介してコンピューター（１９００）から送信されたメッセージによって要求される、特定用途のためのプログラムコードを送信する。受け取られたコードは、プロセッサー（１９０２）によって受け取られて実行されることもあれば、後に実行するために記憶装置（１９０８）あるいは他の不揮発性記憶装置に保存されることもあれば、その両方であることもある。このように、コンピュータシステム（１９００）は、搬送波上の信号の形態のアプリケーションプログラムコードを得ることもある。

コンピューター読取り可能な媒体の様々な形態は、実行用プロセッサー（１９０２）への、命令またはデータまたはその両方の１つ以上のシーケンスの伝達に関与することもある。例えば、命令とデータは、命令とデータは、ホスト（１９８２）などのリモートコンピュータの磁気ディスクに最初に運ばれることがある。リモートコンピュータはそのダイナミックメモリに命令とデータをロードし、モデムを使用する電話回線で命令とデータを送る。コンピュータシステム（１９００）に対してローカルであるモデムは、電話回線で命令とデータを受け取り、赤外線送信機を使用して命令とデータを、ネットワークリンク（１９７８）として役立つ赤外線搬送波上の信号に変換する。通信インターフェース（１９７０）として役立つ赤外線検出器は、赤外線信号で運ばれた命令とデータを受け取り、命令とデータを表す情報をバス（１９１０）に乗せる。バス（１９１０）はメモリ（１９０４）に情報を伝え、プロセッサー（１９０２）は、命令とともに送信されたデータの一部を用いて、該メモリからの命令を検索して実行する。メモリ（１９０４）で受け取られた命令とデータは、プロセッサー（１９０２）によって実行される前後いずれかに、記憶装置（１９０８）上に随意に保存されてもよい。

図２０は本発明の実施形態が実施され得るチップセット（２０００）を例証する。チップセット（２０００）は、本明細書に記載される方法の１以上の工程を行うようにプログラムされ、例えば、１つ以上の物理的な包装（例えばチップ）に組み入れられた図２０に関して記載されたプロセッサーとメモリのコンポーネントを含む。例として、物理的な包装は、物理的強度、サイズの保存、および／または電気的な相互作用の限定などの１つ以上の特徴を提供するために、構造的なアセンブリ（例えば幅木）上での１つ以上の材料、コンポーネント、および／またはワイヤーの配置を含む。ある実施形態では、チップセットをシングルチップ中に実装することができると企図される。チップセット（２０００）またはその一部は、本明細書に記載される方法の１以上の工程を行うための手段を構成する。

１つの実施形態において、チップセット（２０００）は、チップセット（２０００）のコンポーネント中の情報を伝達するためのバス（２００１）などの通信メカニズムを含む。プロセッサー（２００３）は、命令を実行し、例えば、メモリ（２００５）に保存された情報を処理するために、バス（２００１）に対して接続性を有する。プロセッサー（２００３）は１つ以上の処理コアを含むことがあり、各コアは独立して行うように構成されている。マルチコアプロセッサーは、単一の物理的な包装内でのマルチプロセッシングを可能にする。マルチコアプロセッサーの例としては、２、４、８またはそれ以上の数の処理コアを含んでいる。代替的に、あるいは、追加的に、プロセッサー（２００３）は、命令の独立した実行、パイプライン処理、およびマルチスレッディングを可能にするために、バス（２００１）によって縦一列に並んで構成された１以上のマイクロプロセッサーを含むことがある。１以上のデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）（２００７）あるいは１つ以上の特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）（２００９）などの特定の処理機能とタスクを行うために、プロセッサー（２００３）には１つ以上の専用コンポーネントが伴うことがある。ＤＳＰ（２００７）は典型的には、プロセッサー（２００３）とは無関係にリアルタイムで現実世界の信号（例えば音）を処理するように構成される。同様に、ＡＳＩＣ（２００９）は、汎用プロセッサーでは容易に行われない専門的な機能を行うように構成可能である。本明細書に記載される創造性のある機能を行うことを支援する他の専門的なコンポーネントは、１つ以上のフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）（図示せず）、１つ以上のコントローラー（図示せず）、あるいは１つ以上の他の特殊目的コンピュータチップを含む。

プロセッサー（２００３）と付随するコンポーネントは、バス（２００１）によってメモリ（２００５）に対する接続性を有する。メモリ（２００５）は、実行時に本明細書に記載される方法の１以上の工程を行う実行可能な命令を保存するために、ダイナミックメモリ（例えば、ＲＡＭ、磁気ディスク、書き込み可能な光ディスクなど）とスタティックメモリ（例えば、ＲＯＭ、ＣＤ－ＲＯＭなど）の両方を含む。メモリ（２００５）はさらに、本明細書に記載される方法の１以上の工程の実行に関連付けられる、あるいは該実行により生成されるデータを保存する。

前述の明細書では、本発明はその特定の実施形態に関して記載されている。しかしながら、本発明のより広い精神と範囲から逸脱することなく、様々な修飾や変更を行うことが可能であるということは明らかである。このため、明細書と図面は限定的な意味ではなくむしろ、例証的な意味としてみなされるものである。本明細書と請求項にわたって、文脈から別段の必要性がない限り、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」との用語とその変化形態、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」および「含むこと（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」などは、記載された項目、要素、または工程、あるいは項目、要素、または工程のグループを包含することを暗に意味するが、他の項目、要素、または工程、あるいは項目、要素、または工程のグループを除外することを暗に意味するものではないことが理解されよう。さらに、不定冠詞「ａ」または「ａｎ」とは、不定冠詞によって修飾される項目、要素、または工程の１つ以上を示すように意味する。

Claims

装置であって、
装置は外骨格型足首ロボットを含み、外骨格型足首ロボットは、
複数の圧力センサー；
ピボットに接続された第１の梁および第２の梁を含む外骨格型足首ロボットに接続されるように構成され、被験体の肢の正面に取り付けられた可変トルクモーターであって、第１の梁および第２の梁が、それぞれ、被験体の足首で分けられた被験体の第１の肢および第２の肢の正面に連結されるように構成され、可変トルクモーターが、ピボットに第１の平面においてロボットにより適用されたトルクに対して電流または電圧の情報を取得するように構成され、ここで可変トルクモーターは、ピボットにおいてジョイントに接続されて、第１の平面にのみトルクを選択的に付与し、第２の平面にトルクを付与しないように構成され、被験体は第２の平面において拘束されない、可変トルクモーター；
足首機能の複数の運動期中に複数の圧力センサーから、現在の運動期に基づいて第１のデータを受信するように構成されたセンサー入力を有する少なくとも１つのプロセッサーであって、圧力センサーは閾値圧力が靴のそのそれぞれの領域において検出されるときに、「オン」位置に切り替わり、それぞれの電圧信号を出力し、閾値圧力が、靴のそのそれぞれの領域において検出されない場合に、「オフ」位置のままであり、それぞれの電圧信号を出力しない、プロセッサー；
１つ以上の一連の命令を含む少なくとも１つのメモリ、を含み、
少なくとも１つのメモリおよび１つ以上の一連の命令は、少なくとも１つのプロセッサーを用いて、少なくとも；
正常な被験体および障害のある被験体の外骨格型足首ロボットのそれぞれのロボット状態パラメーターに基づいて各運動期に対する欠損パラメーターを判定することであって、ここでロボット状態パラメーターは被験体が達成した角度または被験体が適用したトルクであること；
複数の圧力センサーの現在の第１のデータに基づく現在の運動期に基づいてロボットにより適用されたトルクに対するタイミングを判定すること；および
現在の運動期に対する欠損パラメーターに基づいてロボットにより適用されたトルクに対するピークトルクの大きさを判定することを、装置に実行させるように構成され；
ここで、
可変トルクモーターは、前記大きさおよび前記タイミングを受信するためにメモリと通信しており、前記タイミングに基づいて現在の運動期中にピボットに第１の平面のみにおいて前記大きさでロボットにより適用されたトルクを与えるように構成され、および
装置は、携帯用であり、被験体によって持ち運ばれるように構成され、ここで、第１の平面は底屈－背屈（ＰＤ）面で第２の平面は回内―回外（ＩＥ）面である、装置。
各運動期中の関節の速度及び／又は角度などの位置データを測定する少なくとも１つのロボットセンサーであって、センサー入力がさらに、各運動期中に外骨格型ロボット足首のそれぞれのロボット状態パラメーターの少なくとも１つの第２のセンサーから第２のデータを受信するように構成されている、少なくとも１つの第２のセンサーをさらに含み；
ここで、外骨格型足首ロボットは、被験体の足首の上の被験体の第１の肢に取り付けるように構成された近位の取り付けおよび足首より下の被験体の第２の肢に取り付けるように構成された遠位の取り付けを含み、
ここで、第１の平面は第１の梁および第２の梁を通過し、および
ここで、梁の１つは任意選択でリニアアクチュエータであり、第１の肢は脚であり、近位の取り付けは、膝より上の脚にリニアアクチュエータを取り付けるように構成され、および膝装具と該膝装具に固定された取り付けブロックとを任意選択で含み、取り付けブロックは、リニアアクチュエータを膝装具に取り付けるための少なくとも１つの開口部、および取り付けブロックの重量を減少させるための開口部以外のミル加工された部分を含む、請求項１に記載の装置。
梁の１つはリニアアクチュエータであり、ここで第１の肢は脚であり、近位の取り付けは、膝の上の脚にリニアアクチュエータを取り付けるように構成されており、および
近位の取り付けは、膝より下の脚のまわりに固定されたストラップ、およびリニアアクチュエータをストラップに取り外し可能に取り付けるように構成されている、ストラップ上のブロックを任意選択で含む、請求項２に記載の装置。
梁の１つはリニアアクチュエータであり、ここで第２の肢は足であり、遠位の取り付けは、足のまわりに固定されるように構成されたあぶみを含み、該あぶみは、リニアアクチュエータにピボットで回転自在に連結された側板を含み；
ここで、遠位の取り付けは任意選択で、
足を受けるように構成された靴であって、あぶみは靴のソールと一体となっている、靴；および任意選択で
足を受けるように構成された靴のまわりにあぶみを固定するためのストラップ
をさらに含む、請求項２に記載の装置。
梁の１つは、１つのリニアアクチュエータのみを含み、
遠位の取り付けはさらに、ピボットで側板に固定された少なくとも１つの第１のバー、および少なくとも１つの第１のバーと接続する第２のバーを含んでおり、ここでリニアアクチュエータは、少なくとも１つの第１のバーおよび第２のバーが、リニアアクチュエータの直線運動に基づいてＰＤ面のみでピボットのまわりにロボットにより適用されたトルクを与えるべく構成されるように、第２のバーに接続され；および任意選択で
遠位の取り付けはさらに、ピボットで側板に固定されたブロック、およびリニアアクチュエータにブロックを接続するためのリンクを含み、ここでリニアアクチュエータは、ブロックおよびリンクが、リニアアクチュエータの直線運動に基づいてＰＤ面のみでピボットのまわりにロボットにより適用されたトルクを与えるべく構成されるように、リンクに接続される、請求項４に記載の装置。
梁の１つはリニアアクチュエータであり、ここで第２の肢は足であり、遠位の取り付けは、足を受けるように構成された靴の長さまわりに固定されるように構成された調整可能なサドルを含み、ここでピボットは、リニアアクチュエータにサドルを接続するボールジョイントコネクターであり；および任意選択で
第２の肢は足であり、ここで複数の圧力センサーは、足を受けるように構成された靴の踵領域およびつま先領域に位置付けられた圧力センサーを含み、現在の第１のデータは、圧力センサーからの集合出力である、請求項２に記載の装置。
梁の１つは、１つのリニアアクチュエータのみであり、ここで少なくとも１つのロボットセンサーは、各運動期中に直線運動データに基づいたリニアアクチュエータの直線運動またはロボット状態を測定するように構成された１つのセンサーのみを含む、請求項２に記載の装置。
第１の肢は脚であり、第２の肢は足であり、ここで足に連結された梁は、足を受けるための靴であり、脚に連結された梁の１つは、リニアアクチュエータであり、および可変トルクモーターおよびリニアアクチュエータは、脚の前側に取り付けられ；および
前記装置は任意選択で、現在の運動期が望ましい運動期であるかどうかに基づいて前記タイミングが判定されるように、複数の運動期中の望ましい運動期を選択するためのトグルスイッチをさらに含む、請求項１に記載の装置。