KR20110120927A - 주동근-길항근 작용을 구비한 능동형 인공 무릎 - Google Patents

주동근-길항근 작용을 구비한 능동형 인공 무릎 Download PDF

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KR20110120927A
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휴 엠. 허
에르네스토 씨. 마르티네즈-빌랄판도
제프 안소니 웨버
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메사추세츠 인스티튜트 오브 테크놀로지
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Abstract

본 발명에 따른 무릎 보철은 평행한 2개의 직렬 탄성 액추에이터의 주동근-길항근 배치를 포함하며, 무릎 관절, 다리 부재에 평행하게 상기 관절에 결합된 굴곡 및 신장 액추에이터와, 상기 무릎 관절 및 다리의 이동을 제어하도록 상기 액추에이터를 독립적으로 통전시키는 제어기를 구비한다. 상기 굴곡 액추에이터는 굴곡 모터 및 굴곡 탄성 요소의 직렬 조합을 포함하고, 상기 신장 액추에이터는 신장 모터 및 신장 탄성 요소의 직렬 조합을 포함한다. 센서는 상기 제어기에 피드백을 제공한다. 굴곡 액추에이터 및 신장 액추에이터는 단방향성일 수 있고, 굴곡 및 신장 탄성 요소는 직렬 스프링이다. 이와 달리, 상기 신장 액추에이터는 양방향성일 수 있고, 신장 탄성 요소는 사전압축된 직렬 스프링의 세트이다. 이와 달리, 굴곡 탄성 요소는 비선형 연화 스프링일 수 있고, 직렬 탄성 요소는 비선형 경화 스프링일 수 있다.

Description

주동근-길항근 작용을 구비한 능동형 인공 무릎{POWERED ARTIFICIAL KNEE WITH AGONIST-ANTAGONIST ACTUATION}
관련 출원
본 출원은 전체 개시 내용이 본 명세서에 참조로서 합체되며 2010년 1월 30일자로 출원된 미국 가출원 제61/148,545호의 이익을 주장한다.
본 출원은 2009년 10월 29일자로 출원된 공동 계류 중인 미국특허출원 제12/608,627호의 부분연속출원이며, 이는 2006년 12월 19일자로 출원되고 현재 포기된 미국특허출원 제11/642,993호의 연속출원이고, 이는 현재 만료된 2005년 12월 19일자로 출원된 미국 가특허출원 제60/751,680호의 이익을 청구하며, 미국특허출원 제11/395,448호, 제11/495,140호, 및 이하에 나열된 제11/600,291호 및 현재 미국특허 제7,313,463호인 제11/499,853호의 부분연속출원이며, 상기 특허는 2005년 8월 4일자로 출원된 미국 가특허출원 제60/705,651호의 출원일의 이익을 청구하며, 이하에 나열된 미국 특허 출원 번호 제11/395,448호의 부분연속출원이고, 그 전체 개시 내용은 본 명세서에 전체로서 합체된다.
본 출원은 또한 휴 엠. 헤르(Hugh M. Herr), 다니엘 조셉 팔루스카(Daniel Joseph Paluska), 및 피터 딜워쓰(Peter Dilworth)에 의해 2006년 3월 31일자로 출원되고, "액추에이터, 스프링, 및 가변 댐퍼 요소를 채용한 인공 인체 의지 및 관절(Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and Variable-Damper Elements)"로 명명된 미국특허출원 제11/395,448호의 부분연속출원이다. 미국특허출원 제11/395,448호는 2005년 3월 31일자로 출원된 미국 가특허 출원 제60/666,876호의 출원일의 이익 및 2005년 8월 1일자로 출원된 미국 가특허출원 제60/704,517호의 출원일의 이익을 청구한다.
본 출원은 또한 휴 엠. 헤르, 사무엘 케이. 아우(Samuel K. Au), 피터 딜워쓰, 및 다니엘 조셉 팔루스카에 의해 2006년 7월 29일자로 출원되고, "스프링, 가변 댐퍼, 및 직렬 탄성 액추에이터 부품을 구비한 인공 발목-발 시스템(An Artificial Ankle-Foot System with Spring, Variable- Damping, and Series-Elastic Actuator Components)"으로 명명된 미국특허출원 제11/495,140호의 부분연속출원이다. 미국특허출원 제11/495,140호는 2005년 8월 1일자로 출원된 미국 가특허출원 제60/704,517호의 출원일의 이익을 청구하며, 또한 이는 미국특허출원 제11/395,448호의 부분연속출원이다.
본 출원은 또한 휴 엠. 헤르, 코너 왈쉬(Conor Walsh), 다니엘 조셉 팔루스카, 앤드류 발리엔트(Andrew Valiente), 케네쓰 파쉬(Kenneth Pasch), 및 윌리엄 그랜드(William Grand)에 의해 2006년 11월 15일자로 출원되고, "달리기 및 걷기를 위한 외골격(Exoskeletons for running and walking)"으로 명명된 미국특허출원 제11/600,291호의 부분연속출원이다. 미국특허출원 제11/600,291호는 2005년 11월 15일자로 출원된 미국 가특허출원 제60/736,929호의 출원일의 이익을 청구하며, 미국특허출원 제11/395,448호, 제11/499,853호, 및 제11/495,140호의 부분연속출원이다.
본 출원은 전술된 특허출원 각각의 출원일의 이익을 청구하며, 전술된 출원의 각각의 개시 내용이 본 명세서에 참조로서 합체된다.
미연방정부에 의해 보증된 연구 또는 개발에 관한 선언
본 발명은 미국 재향군인 관리국에 의해 수여된 승인번호 VA241-P-0026 하에서 미국 정부의 지지하에 이루어졌다. 미국 정부는 본 발명의 소정의 권리를 가진다.
기술 분야
본 발명은 보철, 외골격, 보조기 또는 로봇 장치에 사용되는 인공 관절 및 의지(artificial limb), 특히 능동형 무릎 인공 관절에 관한 것이다.
대부분의 상용 하지 보철 및 보조기는 수동적이며 걸음 주기 중에 관절 생체 기구를 복제하기 위한 능동적인 기계적 동력을 제공할 수 없다. 능동 무릎 시스템의 설계에 관한 현존하는 시도는 주로 관절에 직접 결합된 단일 모터 트랜스미션 시스템의 사용에 집중되어왔다. 그러나 이러한 직접 구동 설계는 평지 보행 중이라도 생물학적인 무릎 관절의 기계적 거동을 완전하게 모방하기 위해 높은 전력 소모를 필요로 한다. 이러한 에너지 절약의 결핍의 이유 중 하나는 다리의 수동적인 운동역학과 힘줄형 구조물(tendon-like structure)의 탄성 에너지 저장 및 반환의 부적절한 사용이다.
대퇴 절단자(above-knee amputee)를 위한 무릎 보철은 3개의 주된 그룹, 수동식, 가변 댐핑식, 및 능동식으로 분류될 수 있다. 수동식 보철 무릎은 그 작동을 위해 전력 공급을 필요로 하지 않으며, 전체적으로 가변 댐핑식 보철에 비해 환경적인 교란에 대한 적응력이 약하다. 가변 댐핑식 무릎은 댐핑 수준을 조절하기 위해서만 전원을 필요로 하는 한편, 능동식 보철 무릎은 비보존적이고 능동적인 무릎 작업을 수행할 수 있다.
가변 댐핑식 무릎은 상이한 보행 속도에 대한 향상된 무릎 안정성 및 적응력을 포함하는 기계 수동식 설계에 비해 우수한 몇몇 이점을 제공한다. 가변 댐핑식 무릎이 순수한 수동식 무릎 기구에 비해 우수한 몇몇 이점을 제공하지만, 그럼에도 불구하고 이들은 능동적인 기계적 동력을 생성할 수 없고 따라서 앉기-서기 기동(sit-to-stand maneuver), 평지 보행(lever-ground walking), 및 계단/경사 오르기 보행 등과 같은 행동을 위한 인간 무릎 관절의 능동적인 동작 단계를 복제할 수 없다. 당연하게, 대퇴부 절단자(transfemoral amputee)는 가변 댐핑 무릎 기술의 사용시에 예컨대, 비대칭 걸음 패턴, 저속 걸음 속도, 및 비절단자에 비해 상승된 대사 에너지 요구조건 등과 같은 임상적인 문제점을 체험한다.
능동형 보철, 보조기, 외골격 및 로봇 다리 시스템의 설계에 대한 현행 시도는 주로 관절에 직접 결합된 단일 모터 트랜스미션 시스템의 사용에 주로 집중되어 있었다. 이러한 직접 구동 설계는 인간 다리의 기계적인 거동을 완전하게 모방하기 위해 높은 전력 소비를 필요로 한다. 본 명세서에서 제시된 생체 모방 무릎은 전력 요구를 최소화하기 위해, 수동적인 운동 역학을 레버리지(leverage)로서 사용하며, 힘줄형 구조의 탄성 에너지 저장 및 반환을 사용한다. 상기 무릎은 온 보드 전력 공급원으로부터의 낮은 전력 소비 수준에서 평지 보행 중에 인간형 무릎 기계를 복제할 수 있다.
일 양태에서, 본 발명은 평행하게 위치설정된 2개의 직렬 탄성 액추에이터의 주동근-길항근 구성을 포함하는 무릎 보철이다. 보철 무릎 설계는 2개의 직렬 탄성 클러치 기구 및 가변 댐퍼를 포함하는 가변 임피던스 보철 무릎 모델에 의해 동기화된다. 인간 걸음걸이 데이터가 모델의 관절이 생물학적으로 움직이도록 강제하기 위해 사용된다. 이후에 모델의 무릎 관절 토크와 생물학적 무릎 값 사이의 제곱 차이의 시간 경과에 따른 합을 최소화하는 최적화 계획을 사용하여 모델 파라미터가 얻어진다. 최적화된 값은 이후에 주동근-길항근 무릎 보철의 기계적인 유한 상태 제어 설계를 특정하기 위해 사용된다. 2개의 양호한 실시예가 개발되었다.
그 구조 때문에, 본 발명에 따른 무릎은 보행 주기(gait cycle)의 입각 단계 동안에는 주동근(agonist)-길항근(antagonist), 직렬 탄성 클러치 요소로서 거동하고, 유각 단계 동안에는 가변-댐퍼로서 거동하도록 제어될 수 있으므로, 결과적으로 평지 보행에 대해서 활동적이면서 경제적인 인공 무릎 장치를 초래한다. 무릎 실시예는 전체적으로 직렬 탄성력 센싱으로 동력화되므로, 무릎 관절 토크가 앉은 자세로부터 일어서기뿐만 아니라 계단 및 경사 오르기와 같은 보다 많은 에너지 소비성 작업을 위해 직접적으로 제어될 수 있다. 여기서, 무릎 구조는 매우 경제적인 평지 보행 모드를 여전히 제공하는 동시에, 비보존적(non-conservative)인 높은 동력의 기계적 운동을 수용하도록 구성된다.
일 양태에 있어서, 개시된 본 발명은, 회전가능하고 인공 다리 부재에 결합가능한 무릎 관절, 무릎 관절의 회전을 발생시켜 다리 부재의 굴곡을 야기하도록 힘을 인가하기 위해, 다리 부재와 평행하게 무릎 관절에 연결되는 직렬 탄성 굴곡 액추에이터, 무릎 관절의 회전을 발생시켜 다리 부재의 신장을 야기하도록 힘을 인가하기 위해, 굴곡 액추에이터로부터 다리 부재의 대향측 상에서 다리 부재에 평행하게 무릎 관절에 연결되는 직렬 탄성 신장 액추에이터, 및 무릎 관절 및 결합된 다리 부재의 운동을 제어하도록 굴곡 모터 및 신장 모터를 다른 시기에 개별적으로 통전시키기 위한 제어기를 포함하는 능동식 무릎 보철이다. 굴곡 액추에이터는 굴곡 모터 및 굴곡 탄성 요소의 직렬 조합을 구비하고 신장 액추에이터는 신장 모터 및 신장 탄성 요소의 직렬 조합을 구비한다. 양호한 실시예에 있어서, 제어기에 피드백을 제공하도록 적어도 하나의 센서가 채용된다. 센서는 무릎 관절의 각도 변위와 가속도, 무릎 관절에서의 토크, 굴곡 탄성 요소의 압축, 신장 탄성 요소의 압축, 굴곡 모터의 회전, 신장 모터의 회전 및/또는 워킹 표면과의 접촉에 반응하는 것들을 포함하지만, 이에 한정되지 않는다.
양호한 일 실시예에 있어서, 굴곡 액추에이터 및 신장 액추에이터는 단방향성이고, 굴곡 탄성 요소 및 신장 탄성 요소는 직렬 스프링이다. 양호한 다른 실시예에 있어서, 굴곡 액추에이터는 단방향성이고, 신장 액추에이터는 양방향성이며, 굴곡 탄성 요소는 직렬 스프링이고, 신장 탄성 요소는 사전압축된 직렬 스프링 세트이다. 특히, 가변 속도 보행에서 채택되는 양호한 또 다른 실시예에 있어서, 굴곡 탄성 요소는 비선형 연화 스프링이고, 신장 탄성 요소는 비선형 경화 스프링이다.
본 발명의 다른 양태, 장점 및 신규한 특징은 첨부 도면과 연계되어 고찰될 때 이어지는 본 발명의 상세한 설명으로부터 더 명백해질 것이다.
도 1a 및 도 1b는 평지 보행에 있어서의 대표적인 무릎 바이오메카닉을 그래프로 묘사하고, 도 1a는 자기 선택 속도에서 평지 보행 동안 퍼센트 보행 주기에 대해 정상 무릎 관절이 도시된, 연구 참가자의 무릎 각도, 토크 및 파워 곡선이고, 도 1b는 5개의 걸음걸이 단계를 도시한 무릎 토크 대 무릎 각도 위치의 선도이다.
도 2a는 본 발명의 일 양태에 따른 가변-임피던스 인공 무릎 모델의 예시적인 실시예이다.
도 2b는 도 1a-도 1b로부터의 생물학적 토크 데이터에 대해 도시된, 도 2a의 모델로부터의 최적 결과를 도시한다.
도 3은 본 발명의 일 양태에 따른, 능동형 주동근-길항근 무릎의 단순화된 기계 개략도이다.
도 4a 내지 도 4c는 개별적으로 본 발명에 따른 작동 무릎 보철의 예시적인 실시예의 기계적인 설계의 측면도, 시상면(sagittal plane) 절단도 및 후방상 개략도이다.
도 5는 도 4a 내지 도 4c의 작동 무릎 보철의 예시적인 실시예의 주요 부품의 전개도이다.
도 6은 도 4a 내지 도 4c의 작동 무릎 보철의 예시적인 실시예의 주요 부품의 다른 전개도이다.
도 7a는 본 발명의 일 양태에 따른 도 1a 내지 도 1b에 도시된 정상 무릎의 거동을 복제하도록 구현된 평지 보행에 대한 세부 상태 제어기의 개략도이다.
도 7b는 도 7a의 제어기에 대한 다리 절단자(amputee)의 평지 보행 동안의 무릎 유한 상태 제어 트랜지션을 그래프로 도시한다.
도 8의 (a) 내지 (e)는 본 발명의 일 양태에 따른 자기 선택 속도에서의 평지 보행 동안 능동형 보철의 예비 걸음걸이 평가로부터 얻어진 결과를 도시한다.
도 9a 내지 도 9c는 본 발명에 따른 능동 무릎 보철의 다른 예시적인 실시예의 기계적 설계의 각각의 측면도, 시상면 절단도 및 후방상 개략도이다.
도 10은 도 9a 내지 도 9c의 능동 무릎 보철의 예시적인 실시예의 주요 부품의 전개도이다.
도 11a는 본 발명에 따른 능동 무릎의 직렬 탄성 요소의 힘 대 변위 거동에 대한 최적화된 비선형 다항식 근사(polynomial fit)의 결과 선도이다.
도 11b는 본 발명의 일 양태에 따른 가변 속도 보행에 대한 가변 임피던스 보철 무릎 모델의 예시적인 실시예를 도시한다.
도 11c 내지 도 11e는 도 11b의 모델을 사용하여, 3개의 상이한 보행 속도에 대해 생물학적 무릎 토크 데이터와 비교된 보철 무릎 모델의 출력 토크를 그래프로 도시한다.
본 발명에 따른 가변 임피던스 무릎 보철은 주동근-길항근 구성에 평행하게 배열된 2개의 직렬 탄성 액추에이터를 가진다. 보철 무릎 모델은 가변 댐퍼 및 무릎 관절에 걸쳐있는 2개의 직렬 탄성 클러치 유닛을 포함한다. 가변 임피던스 제어 설계는 정상 상태의 평지 보행 동안 인간형 무릎 기구를 만든다. 보철의 가변 임피던스 특성 때문에, 전력 요구치는 보행 동안 적절하게 되므로, 활동적이면서 경제적인 능동형 무릎을 허용한다. 일 적용예에 있어서, 본 발명에 따른 가변 임피던스 무릎 보철은 비-테더식(non-tethered) 바이오메틱 로봇 다리의 일부로서 유용하게 채택된다.
본 명세서에서, 다음 용어들은 표현적으로 이하를 포함하지만, 이에 한정되는 것은 아니다.
"액추에이터"는 아래에 정의되는 바와 같이 모터의 형태를 의미한다.
"주동근(agonist)"은 다른 요소, 길항근에 의해 저항 또는 대응되는 수축 요소를 의미한다.
"주동근-길항근 액추에이터"는 서로 반대로 작동하는 (적어도) 2개의 액추에이터를 구비하는 메카니즘을 의미하고, 주동근 액추에이터는 활성시 2개의 요소를 함께 견인하고, 길항근 액추에이터는 활성시 2개의 요소를 개별적으로 가압한다.
"길항근(antagonist)"은 다른 요소인 주동근에 의해 저항받거나 반작용되는 팽창 요소를 의미한다.
"생체 모방(biomimetic)"은 관절 또는 의지와 같은 생물학적 구조 또는 메카니즘의 특성 및 거동을 모방한 인공 구조 또는 메카니즘을 의미한다.
"배측 굴곡(dorsiflexion)"은 발의 단부를 상향 이동하도록 발목 관절을 구부리는 것을 의미한다.
"탄성적(elastic)"은 연신 또는 압축에 의한 변형 후에 원래 형상으로 회복할 수 있는 것을 의미한다.
"신장(extension)"은 관절에서 의지의 뼈들 사이의 각도를 증가시키는 의지의 관절 주위로의 구부림 운동을 의미한다.
"굴곡(flexion)"은 관절에서 의지의 뼈들 사이의 각도를 감소시키는 의지의 관절 주위로의 구부림 운동을 의미한다.
"모터(motor)"는 공급된 에너지를 기계적 에너지로 변환시킴으로써 운동을 제공하거나 전달하는, 전기식, 공압식 또는 유압식 모터 및 액추에이터를 포함하는 작동 요소를 의미한다.
"저측 굴곡(plantarflexion)"은 발의 단부를 하향 이동하도록 발목 관절을 구부리는 것을 의미한다.
"스프링(spring)"은 압축 또는 신장 후에 원래 형상으로 회복하는 금속 코일 또는 판 구조와 같은 탄성 장치를 의미한다.
평지 보행시 인간 무릎 생체 역학. 도 1a 및 도 1b는 전형적인 평지 보행시 인간 무릎 생체 역학을 도식적으로 묘사하고 있다. 도 1a에는, 자기 선택 속도(1.31m/sec)로 평지 보행하는 동안 남자 실험 참가자(몸무게=81.9kg)의 무릎 각도, 토크 및 힘 곡선이 퍼센트 보행 주기(percent gait cycle)에 대해 도시되어 있다. 하나의 표준 편차(점선)에 대한 평균(실선, N=10걸음 실시)이 도시되어 있다. 도 1b에는, 걸음의 5가지 보행 단계를 도시한 무릎 각도 위치에 대한 무릎 토크가 도시되어 있다. 5가지 단계를 분류하는 주요 보행 이벤트는, 힐 스트라이크(HS, 105), 최대 입각 굴곡(MSF, 110), 최대 입각 신장(MSE, 115), 토우 오프(TO, 120), 그리고 최대 유각 굴곡(MWF, 125)이다.
도 1a 및 도 1b에서 알 수 있는 바와 같이, 평지 보행시 무릎 생체 역학을 설명하기 위해 5개의 별도의 스테이지 또는 보행 단계가 사용된다. 이들 보행 주기는 다음과 같다.
(1) 힐 스트라이크(HS, 105)에서 시작하여, 입각 무릎이 약간(~15도) 굴곡되기 시작한다. 이 입각 굴곡(130) 단계는 충격시 충격 흡수를 허용한다. 이 단계 동안, 무릎은 입각 신장 단계(135)에 대비하여 에너지를 저장하는 스프링으로서 모델링될 수 있다(선형 토크 대 각도 경사, 도 1b 참조).
(2) 최대 입각 굴곡(MSF, 110)에 도달된 후, 무릎 관절은 최대 입각 신장(MSE, 115)에 도달할 때까지(42% 보행 주기) 신장되기 시작한다(15% 보행 주기). 이 무릎 신장 기간은 입각 신장 단계(135)라 불린다. 입각 신장(135) 동안, 무릎은 입각 굴곡(130)과 유사한 강성(stiffness)을 갖는 스프링으로서 작용한다(선형 토크 대 각도 경사, 도 1b 참조). 여기서, 강성은 실제 관절 강성이라기 보다는 토크 대 각도 커브의 경사로 정의된 준정적 강성이다.
(3) 입각 말기 또는 전-유각(140) 동안(42% 내지 62% 보행 주기), 지지 다리의 무릎은 유각 굴곡 단계(145)에 대비하여 빠른 굴곡 기간을 시작한다. 전-유각(140) 동안, 토우 오프(120)에 대비하여 무릎이 굴곡하기 시작하므로, 무릎은 스프링으로서 작용하지만(선형 토크 대 각도 경사, 도 1b 참조), 입각 굴곡(130) 및 신장(135) 동안보다 비교적 더 낮은 강성을 갖는다.
(4) 고관절이 굴곡됨에 따라, 다리는 지면을 떠나고 무릎은 계속해서 굴곡한다. 토우 오프(120)에서, 걸음의 유각 굴곡 단계(145)가 시작된다. 이 기간 동안(62% 내지 73% 보행 주기), 무릎의 토크가 무릎 회전 속도를 지연시키므로 무릎 힘은 대체로 네거티브이다(도 1a 참조). 따라서, 유각 굴곡(145) 동안, 무릎은 가변 댐퍼로 모델링될 수 있다.
(5) 유각 굴곡(145) 동안 최대 굴곡 각도(~60도)에 도달한 후, 무릎은 전방으로 신장되기 시작한다. 유각 신장(150) 동안(73% 내지 100% 보행 주기), 다음 입각 기간에 대비하여 유각하는 다리를 감속시키도록 무릎 힘은 대체로 네거티브이다. 따라서, 유각 굴곡(145)과 마찬가지로, 유각 신장(150) 동안 무릎은 가변 댐퍼로 모델링될 수 있다. 무릎이 완전 신장에 도달한 후, 발은 한번 더 지면 상에 놓이고, 다음 보행 주기가 시작된다.
준수동 인공 무릎 모델 및 최적화. 설명된 무릎 생체 역학을 고려하면, 정적인 상태의 평지 보행 동안 인간같은 무릎 메카니즘을 제공할 수 있는, 댐핑과 강성을 모두 가변할 수 있는 가변 임피던스 무릎 보철에 대한 분명한 요구가 있다. 이런 보철의 예는, (유각 단계 메카니즘을 모델링하기 위한) 하나의 가변 댐핑 요소(215)와 (입각 단계 무릎 메카니즘을 모델링하기 위한) 2개의 길항근 모노-관절 직렬-탄성 클러치(205, 210)를 포함하는 도 2a에 도시된 예시적인 무릎 모델이다. 모델에서, 직렬 스프링(220, 225)은 각각의 클러치(205, 225)를 작동시킴으로써 결합되거나 클러치를 개방함으로써 해제될 수 있다. 모델 제약으로서, 각 클러치는 각각의 보행 주기 동안 한 번만 결합될 수 있다. 또한, 클러치가 결합될 때, 직렬 스프링은 모든 에너지를 해제하고 클러치 상의 힘이 제로로 될 때만 해제될 수 있다.
직렬 탄성 클러치 모델 파라미터는 무릎 관절의 생체 역학 거동에 정합하도록 변경된다. 모델 파라미터는 신장 및 굴곡 스프링 강성에 대응한 2개의 스프링 상수(k E , k F )와, 신장 및 굴곡 스프링이 입각 동안 결합하게 되는 상대적인 무릎 신장 및 굴곡 각도(θ E 및 θ F )이다. 통상, 신근 스프링(extensor spring)은 결합시 무릎 관절을 신장시키는 경향이 있는 반면, 굴근 스프링(flexor spring)은 무릎을 굴곡시키는 경향이 있다. 무릎 모델은 모델의 무릎 관절 토크와 생물학적 무릎 값 사이의 제곱 차이의 시간 경과에 따른 합을 최소화하는 최적화 계획을 사용한 생체 역학 데이터에 적합하다. 더 구체적으로, 최적화에 사용된 비용 함수는 다음과 같다.
Figure pct00001
τ i bio 와 τ i sim 는 각각 생물학적 토크 데이터와 무릎 모델로부터 i번째 퍼센트 걸음 주기에서 무릎 관절에 대해 적용된 회전 토크이고, τ max bio 는 보행 주기 동안 관절에서의 최대 생물학적 토크이다. 비용 함수(1)는 신근 스프링이 항상 힐 스트라이크에 결합(θ E =0)하는 제약에 의해 최소화된다. 이 제약은 다리 절단자에 대한 안전 조치로서 힐 스트라이크에서 무릎 좌굴을 제한하기 위해 적용된다.
비용 함수(1)에 대한 소정의 전체 최소치의 결정은 전체 최소치를 포함하는 영역을 찾기 위해 유전 알고리즘을 제일 먼저 사용함으로써 수행되고, 이어서 비규제식 기울기 옵티마이저(unconstrained gradient optimizer)에 의해 수행되어 그 전체 최소치의 정확한 값을 결정한다. 직렬-탄성 클러치 요소의 파라미터를 변화시킴으로써 비용 함수(1)를 최적화한 후, 직렬-탄성 요소가 충분한 네거티브 기계적 동력을 흡수할 수 없는 영역에서의 생물학적 토크값과 보철 무릎 모델(prosthetic knee model) 사이의 완전한 일치를 달성하는데 모델의 가변 댐퍼가 사용된다. 생물학적 무릎 토크값은 1.31 m/s로 81.9 kg, 1.87 m의 건장하고 키가 큰 대상의 10회의 걷기 시험으로부터의 운동역학 및 운동학적 데이터를 사용하여 역 동역학적(inverse dynamics) 계산으로부터 얻어진다.
도 2b는 도 1a 및 도 1b로부터의 생물학적 토크 데이터에 대하여 모식화된, 도 2a의 모델로부터의 최적화 결과를 나타내고 있다. 도 2b의 상단 모식도(245)에 도시된 바와 같이, 무릎 모델의 최적화된 네트 토크 출력(250)은 정상인의 무릎 관절의 토크 프로파일에 대비되며, 2개의 평균(255)과 하나의 표준 편차(260, 265)를 도시한다(N =10 걸음 시험). 도 1a 및 도 1b로부터 채택된 생물학적 데이터는 자기 선택 속도(걸음 속도 = 1.31m/sec)로 걷는 온전한 사지를 갖는 연구 참가자(질량 = 81.9 kg)로부터 얻어진다. 하단 모식도(270)에는 가변 댐퍼(285)로부터 뿐만 아니라, 직렬-탄성 클러치 요소의 신장(275) 및 굴곡(280) 스프링으로부터의 토크 분포를 보여준다. 옵티마이저는 kE = 160 N.m/rad의 신장 스프링 강성과, 137 N.m/rad의 굴곡 스프링 강성 및 0.27 라디안(15.46도)의 굴곡 스프링에 대한 무릎 체결 각도를 부여한다.
모델의 토크 출력은 실험치와 잘 일치한다. 최적화 절차에 의해 제한될 때, 신장 스프링은 힐 스트라이크 결합되고 조기 입각 무릎 굴곡(early stance knee flexion) 동안 에너지를 축적한다. 무릎이 신장하기 시작할 때, 굴곡 스프링이 결합되어 신장 스프링이 그 에너지를 방출할 때 에너지를 축적한다. 유각 단계 동안, 모델의 가변 댐퍼는 네거티브 동력의 영역에서 생물학적 토크값과 정확하게 일치한다. 중간 및 종료 유각 단계에서, 동력은 생물학적 데이터에서 포지티브이고, 이에 따라 댐퍼는 이러한 걸음 영역에서 제로 토크를 출력한다.
본 발명의 일 양태에 따른 주동근-길항근 무릎의 단순화된 기계적인 모식도가 도 3에 도시된다. 도 3에 도시된 바와 같이, 주동근-길항근 능동 무릎 보철(300)은 2개의 단방향 직렬-탄성 액추에이터, 직렬-탄성 신장 액추에이터(305) 및 직렬-탄성 굴곡 액추에이터(310)를 포함한다. 무릎 보철(300)의 각각의 단방향 액추에이터(305, 310)는 트랜스미션(335, 340)을 통해 연결된 모터(315, 320)와 직렬 스프링(325, 330)으로 구성된다. 신장 및 굴곡 모터(315, 320)는 각각의 직렬 스프링(325, 330)이 결합되는 무릎 각도를 제어하도록 독립적으로 사용될 수 있다. 상부 다리(350)와 하부 다리(355) 사이의 무릎 관절(345)은 케이블 구동 트랜스미션에 의해 장치의 길이를 따라 자유롭게 이동할 수 있는 선형 캐리지에 결합된다. 이러한 캐리지는 전기 모터에 의해 구동된 볼 스크류에 의해 각각 위치설정되는 신장 및 굴곡 스프링(325, 330)에 의해 양측 상에 결합될 수 있다. 양호한 실시예에서, 단방향의 직렬-탄성 액추에이터(305, 310) 모두는 볼 스크류[누크 인더스트리스(Nook industries), 10 × 3 mm)에 결합된 2:1 벨트 드라이브로 구성된 트랜스미션(335, 340)으로 특징지어진다.
도 2a의 예가 되는 무릎 모델의 원리는 2개의 예시적인 바람직한 물리적인 실시예로 구현되었다. 도 4a 내지 도 4c에 도시된 하나의 양호한 실시예에서, 주동근-길항근 능동 무릎 보철은 2개의 단방향 직렬-탄성 액추에이터를 포함한다. 도 5 및 도 6은 도 4a 내지 도 4c의 능동 무릎 보철의 예시적인 실시예의 주요 부품의 분해도이다.
도 4a 내지 도 4c, 도 5 및 도 6에 도시된 바와 같이, 단방향 액추에이터는 신장 액추에이터(402) 및 굴곡 액추에이터(404)이다. 무릎 보철의 신장 액추에이터(402)는 트랜스미션에 의해 연결된 신장 모터(406)와 직렬 스프링(408)으로 구성된다. 신장 액추에이터는 무릎 관절(410) 근위에 있다. 신장 트랜스미션은 정밀 볼 스크류(416) 드라이브에 의해 결합된 타이밍 풀리(412) 및 벨트(414) 구동 시스템으로 구성된다. 무릎 보철의 굴곡 액추에이터(404)는 트랜스미션을 통해 연결된 굴곡 모터(418)와 직렬 스프링(420)으로 구성된다. 신장 트랜스미션은 정밀 볼 스크류(426)의 드라이브에 의해 결합된 타이밍 풀리(422) 및 벨트(424) 드라이브 시스템으로 구성된다. 신장 액추에이터(402) 및 굴곡 액추에이터(404)는 각각의 직렬 스프링(408, 420)이 결합되는 무릎 관절(410) 각도를 제어하기 위해 독립적으로 사용될 수 있다.
직렬-탄성 신장 액추에이터(402) 모터 요소[신장 전기 모터(406)]는 [맥슨(Maxon)의 RE40 모터와 같은]브러시 DC 모터 또는 [맥슨(Maxon)의 EC-powermax(30)와 같은]브러시리스 DC 모터일 수 있다. 신장 모터는 타이밍 풀리-벨트 드라이브(412, 414) 기구를 직접 구동한다. 이 기구는 1:2 변속비를 갖는다. 타이밍 풀리-벨트 드라이브 기구(412, 414)는 (누크 인더스트리스, 10 × 3 mm와 같은) 볼 스크류(416)의 회전을 작동시킨다. 신장 액추에이터(402)의 볼 스크류(416)가 회전할 때, 결합된 볼 너트 하우징(428)의 선형 변위가 발생한다. 볼 너트 하우징(428)은 신장 직렬 스프링 케이지(430)에 직접 부착된다. 신장 직렬 스프링 케이지(430)는 신장 스프링(408)을 단단히 보유한다. 이에 따라, 결합된 볼 너트 하우징(428)의 선형 변위가 생길 때, 신장 직렬 스프링 케이지는 선형 변위를 가질 수 있다. 볼 너트 하우징은 볼 너트 하우징에 합체된 선형 베어링으로 인해 최소의 마찰로 2개의 선형 정밀 스틸 가이드 레일(432)을 따라 이동한다. 2개의 정밀 가이드 레일(432)의 각각은 메인 무릎 프레임(434)의 대응하는 내측 측벽에 부착된다.
직렬-탄성 굴곡 액추에이터(404) 모터 요소[굴곡 전기 모터(418)]는 [맥슨(Maxon)의 RE40, RE30 모터와 같은]브러시 DC 모터 또는 [맥슨(Maxon)의 EC-powermax(30 또는 22)와 같은] 브러시리스 DC 모터일 수 있다. 신장 모터는 타이밍 풀리-벨트 드라이브(422, 424) 기구를 직접 구동한다. 이 기구는 1:2 변속비를 갖는다. 풀리-벨트 드라이브 기구(422, 424)는 (누크 인더스트리스, 10 × 3 mm와 같은) 볼 스크류(426)의 회전을 작동시킨다. 굴곡 액추에이터(404)의 볼 스크류(426)가 회전할 때, 결합된 볼 너트 하우징(436)의 선형 변위가 발생한다. 볼 너트 하우징(436)은 굴곡 직렬 스프링 케이지(438)에 직접 부착된다. 굴곡 직렬 스프링 케이지(438)는 굴곡 스프링(420)을 단단히 보유한다. 이에 따라, 결합된 볼 너트 하우징(436)의 선형 변위가 생길 때, 굴곡 직렬 스프링 케이지는 선형 변위를 가질 수 있다. 볼 너트 지지부(436)는 볼 너트 하우징에 합체된 선형 베어링으로 인해 최소의 마찰로 2개의 선형 정밀 스틸 가이드 레일(432)을 따라 이동한다. 2개의 정밀 가이드 레일(432)의 각각은 메인 무릎 프레임(434)의 대응하는 내측 측벽에 부착된다.
무릎 관절(410)의 회전은 케이블 드라이브 트랜스미션에 부착된 선형 캐리지(442)의 선형 변위로 연결된다. 케이블 드라이브 트랜스미션은 2개의 스틸 케이블(440)로 구성된다. 각각의 스틸 케이블(440)의 두 단부는 무릎 관절 클레비스 지지체(444)에 부착된다. 각각의 케이블은 무릎의 각 측에 위치된 대응 관절 풀리(446) 주위를 고리모양으로 감는다. 각각의 측방 관절 풀리(446)는 하부 어댑터(448)에 부착된 축을 갖는다. 선형 캐리지(442)는 2개의 스틸 정밀 레일 가이드(432)상에서 지지 및 안내된다. 각각의 레일은 메인 무릎 프레임(434)의 내측 측방 벽을 따라 이어진다. 선형 캐리지(442) 내측에 합체된 선형 베어링에 의해 정밀 레일과 선형 캐리지(442) 사이의 낮은 마찰이 달성된다. 스틸 케이블(440)은 선형 캐리지(442)로부터의 선형 변위가 무릎 관절(410)의 회전 운동으로 연결될 수 있게 한다.
선형 캐리지(442)는 신장 스프링(408) 및 굴곡 스프링(420)의 선형 운동에 의해 신장 스프링(408) 및 굴곡 스프링(420)에 의해 독립적으로 결합될 수 있다. 양 스프링은 이들의 대응하는 일련의 탄성 액추에이터의 구동 작용에 의해 독립적으로 위치설정된다. 각각의 일련의 탄성 액추에이터(402, 404)는 평지 보행 및 계단 오르기와 같은 보다 많은 에너지 소비성 작업 모두를 위한 충분한 파워를 제공할 수 있다.
모든 작용 기구는 하부 의지 구조 엔벨로프를 닮은 구성을 갖는 무릎 메인 프레임(434)에 대응하는 알루미늄 구조체에 의해 충분히 지지된다. 무릎 메인 프레임은 종래 및 진보된 로봇 발목 보철물이 그것에 부착될 수 있도록 하는 하부 어댑터(448)를 구비한다. 무릎 관절 클레비스 지지체(444)와 무릎 메인 프레임의 연결은 무릎 관절(410)에 대응하는 회전 자유도를 만들어낸다. 무릎 관절 클레비스 지지체(444)는 표준 보철 피라미드 어댑터(450)의 장착을 허용하여, 무릎 보철물이 정규 대퇴 소켓에 부착될 수 있고 다리 절단자에 의해 착용될 수 있다.
이러한 기능적인 요건에 기초하여, 도 4a 내지 도 4c, 도 5 및 도 6의 실시형태에 대한 무릎 크기, 각도 범위, 및 최대 토크값을 위한 구성 파라미터를 표1에 나열한다.
높이 33 cm
횡측 중간 폭 7 cm
전후 폭 7 cm
총 중량 3 Kg
굴곡 각도 범위 0-120 도
최대 출력 토크 130 Nm
온보드 제어장치로의 실시간 피드백 정보가 온보드 고유 센서에 의해 제공된다. 도 4a 내지 도 4c, 도 5 및 도 6의 실시형태에 의해 이용되는 센서는 표2 에 나열되어 있다.
측정 센서
무릎 각도 디지털 인코더
모터 변위 디지털 인코더
스프링 압축 홀 효과
힐/토우 접촉 힘 감지 저항 풋 패드
무릎의 각도 변위는 무릎 메인 프레임(434)의 외부 좌측에 고정되는 디지털 선형 인코더(452)에 의해 간접적으로 측정된다. 무릎 관절(410)의 회전 운동은 스틸 케이블(440) 트랜스미션을 통해 선형 캐리지(442)의 변위로 연결된다. 각각의 직렬 탄성 액추에이터의 스프링(408, 420)의 압축은 대응하는 홀 효과 센서(454, 456)에 의해 측정된다. 이들 센서는, 스프링(408, 420)이 압축되어 있는 동안에 각각의 스프링 케이지(430, 438)에 부착되는 자석 부근에 대해 변화가 있을 때 발생하는 자기장 변화를 측정한다. 각각의 모터의 회전은 대응하는 모터(406, 418)의 후방에 부착된 모터 디지털 인코더(458, 460)에 의해 측정된다. 지면과의 상호작용은 힘 감지 풋패드(도시 생략)에 의해 측정된다. 이 풋패드는 다리가 보행면 상에 있거나 그 보행면에서 떨어져 있는 때를 검출할 수 있게 해주며, 로봇 무릎 보철물을 착용하고 있는 사용자가 어떤 보행 단계에 있는지를 결정함에 있어서 제어기를 보조한다.
모든 전자기기는 단일 내장 마이크로-제어기 기반 시스템에서 실행된다. 모터는 20 kHz 펄스 폭 변조(PWM)에 의해 지배되는 속도로 H-브릿지 제어기에 의해 구동되며 DC 배터리[예컨대, 6 셀 리튬 폴리머 배터리(공칭 전압 22.2 V)]에 의해 동력을 공급받는다. 10-비트 아날로그 대 디지털 변환기(ADC)를 통해 아날로그 센서가 판독된다. 시스템은 내장 마이크로제어기(예컨대, AVR)에 의해 제어되고 USB 및/또는 블루투스에 의해 모니터링될 수 있다. 모든 처리는 내부에서 실행되며 동력은 비교적 작은 배터리(질량=0.15kg)에 의해 공급된다. 프로토타입은 완전히 자족적(self-contained)이며 테더링을 요구하지 않는다.
유한 상태 제어 전략. 평지 보행을 위한 유한 상태 제어기가 도 1a 내지 도 1b에 도시된 정상 무릎 거동을 복제하기 위해 실행되었다. 이 상태 기계는 도 7a에 나타나 있다. 3개의 상태가 제어 동작 및 변환 조건과 함께 도시되어 있다. 제어기의 3개의 상태는 조기 입각(Early Stance:ES)(710), 전-유각(Pre-Swing:PW)(720) 및 유각(Swing:SW)(730)이다. 준수동 평형점 제어가 상태 ES(710) 및 PW(720)에 대해 실행되었고, SW 상태(730) 동안에는 가변 댐핑 제어를 이용하였다. 상태 사이의 변환은 힐 지면 접촉, 토우 지면 접촉 및 무릎 각도의 3개의 측정에 의해 주로 결정되었다.
상태 변환 및 확인에 대하여, 시스템은 이하의 변수에 의존한다:
힐 접촉(H). H=1은 뒤꿈치(힐)가 지면과 접촉하고 있는 상태를 나타내고, H=0은 지면에서 떨어져 있는 상태를 나타낸다.
토우 접촉(T). T=1은 발가락(토우)이 지면과 접촉하고 있는 상태를 나타내고, T=0은 떨어져 있는 상태를 나타낸다.
무릎 각도(θ)는 무릎 관절의 상대적인 각도이다. 모든 무릎 각도는 굴곡 각도이다. 각도(θE, θF)는 신장 및 굴곡 스프링이 입각 동안 결합되는 각도를 각각 규정한다. 또한, θ+는 유각 굴곡 동안의 무릎의 각도이고, θ-는 유각 신장 동안의 무릎의 각도이다.
각각의 상태에 대한 설명은 이하와 같다: 조기 입각(ES)(710)은 힐 스트라이크(Heel Strike:HS)에서 시작한다. 뒤꿈치가 지면에 접촉하면(H=1), 신장 모터 축은 0과 동일한 원하는 축 속도로 고 PD 게인 제어(high PD gain control)를 사용하여 잠긴다. 그 후, 신장 스프링은 힐 스트라이크에서의 무릎의 위치와 동일한 스프링 평형 각도(θE)로 결합된다. 그 후, 신장 스프링은 무릎 신장에 대비하여 조기 입각 무릎 굴곡 동안 에너지를 저장한다. 무릎 굴곡 동안, 굴곡 스프링의 평형점(θF)은 무릎 출력 관절에 연결된 선형 캐리지를 밀착 추적하기 위해 위치 제어를 통해 서보작동된다. 무릎이 조기 입각에서 최대로 굴곡될 때, 무릎은 신장하기 시작하고, 굴곡 모터 축은 잠긴다. 그후, 굴곡 스프링은 최대 무릎 굴곡에서의 무릎의 위치와 동일한 스프링 평형 각도(θF)로 결합된다. 처음, 에너지가 신장 스프링으로부터 방출되고 후속하여 굴곡 스프링에 저장된다.
전-유각(PW)(720)은 뒤꿈치가 지면(H=0)을 떠나고, 무릎 각이 작을 때(θ<3°) 시작한다. 이 상태에서, 신장 스프링(θE)의 평형점은, 무릎이 유각 단계에 대비하여 굴곡할 때 선형 캐리지를 밀접하게 뒤따르면서, 제로 하중 하에 위치 제어된다. 굴곡 스프링은 현재 평형 위치(θF)를 유지한다(모터축 로크). 따라서, 무릎이 PW 동안 굴곡할 때, 굴곡 스프링에 저장된 에너지가 방출된다.
유각(SW)(730)은 토우 오프에서 시작한다(T=0). 신장 스프링 평형 각도(θE)는 제로 하중 하에서 무릎 각도를 계속해서 뒤따른다. 무릎이 20도 넘어 굴곡될 때(θ+>20°) 굴곡 스프링 평형 각도(θF)는 θ=15°에 대응하는 위치까지 제로 하중 하에서 서보작동된다. 무릎이 60도를 넘어 굴곡될 때(θ+>60°), 신장 스프링이 결합된다. 신장 모터축에의 로우 게인 댐핑 제어는, 무릎의 하이퍼-굴곡을 감소시키는 가변 댐퍼로 작용하여 신장 모터 및 트랜스미션에 역구동(backdrive)을 발생시킨다. 무릎이 신장하기 시작되고 60도 미만의 각(θ-<60°)을 갖는 경우, 신장 스프링 평형 각도(θE)는 신장 내내 무릎을 뒤따르도록 이후 다시 한번 제로 하중 하에서 선형 캐리지를 뒤따른다. 유각 말기에 무릎이 15도를 지나 계속해서 신장할 때, 굴곡 스프링이 결합된다. 여기서 다시, 굴곡 모터 축상에서의 로우 게인 댐핑 제어는, 굴곡 스프링이 3도의 평형 각도(θE)에 도달할 때까지 유각 다리를 부드럽게 감속하는 가변 댐퍼로 작용하여 굴곡 모터 및 트랜스미션에 역구동을 발생시킨다. 유각시 무릎이 5도 미만으로 신장될 때(θ-<5°), 신장 스프링 평형 각도(θE)는 후속 보행 주기의 힐 스트라이크에서 저장되는 에너지 및 결합에 대비하여 3도까지 서보작동된다.
도 7a의 상태 기기에 대한 이행을 나타내는 유한-상태 제어 다이어그램이 도 7b에 도시된다. 도 7b의 다이어그램은, 도 4a 내지 4c, 도 5 및 도 6의 실시예에서 실행된 제어 전략의 세 개의 연속적인, 평지 보행 주기에 대한 제어기 상태 변이 성능을 설명한다. 평지 보행에 대한 제어 상태는 다음과 같이 정의된다 : 조기 입각(ES-상태 1)(750), 전-유각(PW-상태 2)(760) 및 유각(SW-상태 3)(770). 시스템은 각각의 보행 주기에 대해 상태 시퀀스 1-2-3(ES-PW-SW)를 거친다. 제어기는 상태 1-2-3으로부터 연속적인 보행 주기를 가로질러 강하게 변이시킨다.
자기 선택 속도(0.81m/초)에서의 평지 보행 중 능동형 보철의 예비 걸음 평가로부터 얻어진 결과가 도 8의 (a) 내지 (e)에 표시된다. 평지 보행(다리 절단 참가자 질량 = 97kg, 보행 속도 = 0.81 m/초)에 대해 보행 주기(평균은 실선임, 일 표준 편차는 점선임, N=10 걸음 실험)에 대한 보철 무릎 각도(도 8의 a), 네트 토크(도 8의 b) 및 파워(도 8의 c)가 도표화된다. 도 8의 (d)에서, 직렬-탄성 액추에이터의 신장(하부 라인) 및 굴곡(상부 라인) 스프링으로부터의 토크 기여도가 도표화된다. 도 8의 (e)에, 무릎 각도 위치에 대한 무릎 토크가 도표화되고, 입각 중 두 개의 특징적인 강성을 도시한다.
이러한 보철 무릎 값은 몸무게 및 키가 부합되는 비절단자에 대한 도 1a에 도시된 정상 무릎 역학과 질적인 일치를 나타낸다. 정상 무릎의 무릎 운동학과 유사하게, 도 8의 (a)에 도시된 바와 같이, 보철 무릎은 무릎 신장에 의해 추종되는 초기 입각 무릎 굴곡(~ 14.5도의 피크 굴곡 각도)을 나타낸다. 최종 입각에서, 보철 무릎은 유각 단계에 대비하여 신속한 무릎 굴곡을 받는다. 유각 단계 중, 무릎은 힐 스트라이크 이전에 전방으로 신장하기 전에, ~ 61도의 피크 굴곡 각도까지 신장한다. 도 8의 (b) 및 (c)에 도시된 바와 같이, 보철 무릎 토크 및 파워는 초기 입각 무릎 굴곡 중 네거티브이다. 도 1a에 도시된 정상 무릎 데이터에 대해, 무릎 토크 및 파워는 처음에는 뒤꿈치 접촉에 이어 포지티브이지만 무릎이 굴곡을 계속함에 따라 급격히 네거티브로 된다. 보철 무릎은 도 8의 (b)에 도시된 바와 같이 초기 입각의 개시에서 유사한 거동을 나타낸다. 이것은 다리 절단자가 뒤꿈치 접촉시 초기에 무릎 우측을 신장하고 굴곡 스프링이 결합하지만 재빨리 무릎을 계속하여 굴곡하여 신장 스프링을 결합시키기 때문에 발생한다. 다리 절단자 착용자의 안전을 더욱 보장하도록, 뒤꿈치 접촉 이후 즉시 신장 스프링은 압축하여 무릎이 초과의 버클링을 받는 것을 제한한다. 정상 및 보철 무릎 모두, 입각 무릎 신장 중, 토크는 초기에는 네거티브이고, 이후 포지티브로 되고, 무릎 파워는 초기에는 포지티브이고 이후 네거티브로 된다. 또한, 전-유각 중, 토크 및 파워는 초기에는 포지티브이고 이후 유각 단계에 대비하여 네거티브로 된다. 유각 중, 정상 및 보철 무릎 모두, 파워는 피크 무릎 굴곡을 제한하기 위해 대체로 네거티브이며(네거티브 토크), 이후 유각 신장 중 유각 다리를 부드럽게 감속한다(포지티브 토크).
퍼센트 보행 주기에 대한 각각의 단방향, 직렬-탄성 액추에이터로부터의 토크 기여도가 도 8의 (d)에 도표화된다. 굴곡 스프링은 다리 절단자의 짧은 무릎 신장으로 인해 뒤꿈치 접촉 직후 간단히 결합된다. 무릎 굴곡이 발생하는 순간, 보철 무릎 모델과 유사하게 신장 스프링이 결합된다. 입각 굴곡 중, 굴곡 스프링은 무릎 출력 관절에 링크된 선형 캐리지를 밀접하게 뒤따름에 따라 그 에너지를 신속하게 잃는다. 이어서, 굴곡 스프링은 초기 입각 중 피크 무릎 굴곡시 다시 결합되고, 입각 신장 및 전-유각 중 에너지를 저장한다. 유각기에서, 피크 무릎 굴곡에서의 신장 모터 및 최종 입각에서의 굴곡 모터는 능동적으로 역구동되어 각각 피크 무릎 굴곡을 제한하고 입각 말기에서의 유각 다리를 부드럽게 감속한다. 도 8의 (e)에서, 무릎 각도 위치에 대한 보철 무릎 토크가 도표화된다. 정상인 무릎(도 1b) 처럼, 보철은 입각 중 두 개의 특징적인 강성을 갖는다. 초기 입각 굴곡 및 신장 단계 중, 무릎 강성은 전-유각 중일 때보다 비교적 크다.
도 4a 내지 도 4c, 도 5 및 도 6의 보철 무릎 실시예는 보행 중 전기 에너지를 최소화하도록 가변 임피던스 제어와 조합하는 통합식 직렬-탄성 요소를 이용한다. 이러한 전략으로, 무릎 거동은 보철 및 정상 무릎 역학 사이에서의 일치를 입증한다. 기계적 설계 양식 및 제어의 조합으로, 보철물의 전기 모터는 평지 보행 중 무릎 관절에 포지티브 작업을 실행하지 않고, 적절한 전력 소요를 야기한다.
평지 보행 중 가변 임피던스 보철물 제어로 인해, 0.81m/초의 평균 보행 속도에서의 정상 상태 보행 시행 동안 무릎 보철물의 전력 소요는 낮다(8 와트). 스텝 카운트 모니터링 시스템을 사용하여, 연구원들은 하루 당 능동 단독의 다리 절단자의 걸음을 3060±1890 스텝으로 결정하였다. 모터 전력 소요(전력=전류*전압)를 예측하기 위해, 각 모터의 전류를 직접 측정하고, 모터 전압, 모터 속도, 모터 속도 상수를 예측하도록 온보드 모터 전류 센싱이 사용되고, 모터 저항이 사용된다. 다리 절단자의 보행이 보통 보행 속도에서 5000 스텝인 경우, 온보드 배터리의 크기가 예측될 수 있다. 예를 들어 0.13 kg의 리튬-폴리머 전지(에너지 밀도 165 와트-hrs/kg)는 5000 스텝의 능동 보행이 가능하다(8 와트*1.95초/주기 * 5000 주기=78kJ). 이러한 전지의 질량은 다른 상업적인 능동형 무릎에 요구되는 전지보다 5배 이상 작다.
도 9a 내지 도 9c에 도시된 양호한 제2 실시예에서, 능동형 무릎 보철은 주동근 길항근 양식에 배치된 2개의 액추에이터를 포함한다. 도 10은 도 9a 내지 도 9c의 능동형 무릎 보철의 전형적인 실시예의 주요 부품의 전개도이다. 발명에 따른 능동형 무릎 보철의 본 실시예에서, 2개의 액추에이터는 하나의 신장 직렬 탄성 액추에이터(902) 및 하나의 굴곡 액추에이터(904)이다. 신장 액추에이터(902)는 양방향성이고, 굴곡 액추에이터(904)는 단방향성이다. 보철의 무릎 관절(906) 기부의 신장 액추에이터(902)는, 트랜스미션을 통해 연결된, 한 세트의 미리 압축된 직렬 스프링(910)과 신장 모터(908)로 이루어진다. 신장 트랜스미션은 정밀 볼-스크류(916) 드라이브에 결합된 타이밍 풀리 세트(912)와 벨트(914) 드라이브 시스템으로 이루어진다. 무릎 보철의 단방향성 굴곡 액추에이터(904)는, 트랜스미션을 통해 연결된, 굴곡 모터(918)와 직렬 스프링(920)으로 이루어진다. 굴곡 트랜스미션은 리드-스크류(926) 드라이브에 결합된 타이밍 풀리 세트(922)와 벨트(924) 구동 시스템으로 이루어진다. 신장 액추에이터(902)와 굴곡 액추에이터(904)는, 직렬 스프링(910, 920)이 결합될 수 있는 무릎 관절(906) 각도를 제어하는데 독립적으로 사용될 수 있다.
신장 액추에이터(902)의 전기 모터(908)는 브러시 DC 모터(예컨대 맥슨의 RE40 모터) 또는 브러시리스 DC 모터(예컨대 맥슨의 EC-파워맥스 30)가 될 수 있다. 신장 모터는 타이밍 풀리-벨트 드라이브(914, 928) 기구를 직접 구동한다. 이 기구는 1:2 변속비를 갖는다. 타이밍 풀리-벨트 드라이브 기구(914, 928)는 볼-스크류(916)(예컨대 누크 인더스트리, 10 x 3 mm)의 회전을 작동시킨다. 신장 액추에이터(902)의 볼-스크류(916)가 회전될 때, 결합된 볼-너트 하우징(930)의 선형 변위가 존재한다. 볼 너트 하우징(930)은 신장 직렬-탄성 스프링 케이지(932)에 직접 부착된다. 신장 직렬-탄성 스프링 케이지(932)는, 모델의 신장 액추에이터와 필적하는 강성을 갖는 2개의 미리 압축된 패시브 기계적 스프링의 스프링 세트(910)를 확실하게 보유한다. 따라서, 결합된 볼-너트 하우징(930)의 선형 변위가 있을 때, 신장 직렬 탄성 케이지(932)는 선형 변위를 갖는다. 볼-너트 하우징(930)은 2개의 선형 스틸 가이드 레일(934)을 따라 이동한다. 각각의 레일은 대응 횡측벽 하우징(936)에 부착된다. 스프링 케이지(932)는 합체된 롤러 베이링(938)에 의해 지지되는 가이드 레일을 따라 이동한다. 신장 액추에이터(902)는 무릎 관절(906)의 회전 운동에 직접 결합되어, 스틸 케이블 드라이브 시스템(940)에 부착된다.
굴곡 액추에이터(904)의 전기 모터(918)는 브러시 DC 모터(예컨대 맥슨의 RE40, RE30 모터) 또는 브러시리스 DC 모터(예컨대 맥슨의 EC-파워맥스 30 또는 22)가 될 수 있다. 신장 모터는 타이밍 풀리-벨트 드라이브(922, 924) 기구를 직접 구동한다. 이 기구는 1:2 변속비를 갖는다. 풀리-벨트 드라이브 기구(922, 924)는 리드-스크류(926)(예컨대 누크 인더스트리, 10 x 3 mm)의 회전을 작동시킨다. 굴곡 액추에이터(904)의 리드-스크류(926)가 회전될 때, 결합된 볼-너트 하우징(942)의 선형 변위가 있다. 볼-너트 하우징(942)은 굴곡 직렬 스프링 케이지(944)에 직접 부착된다. 굴곡 직렬 스프링 케이지(944)는 굴곡 스프링(920)을 확실하게 보유한다. 따라서, 결합된 볼-너트 하우징(942)의 선형 변위가 있을 때, 굴곡 직렬 스프링 케이지는 선형 변위를 갖는다. 볼-너트 하우징(942)은 볼-너트 하우징에 합체된 롤러(938)로 인해 최소 마찰력으로 2개의 선형 스틸 가이드 레일(934)을 따라 이동한다. 굴곡 액추에이터(904)는 무릎 관절(906)의 회전 운동에 직접 결합하지 않지만, 작동 중에 신장 직렬 탄성 스프링 케이지(932)를 역 구동할 때 무릎을 굴곡시킬 수 있다.
무릎 관절(932)은 신장 직렬 탄성 스프링 케이지(932)에 연결된 2개의 스틸 케이블 드라이브(940)의 세트에 결합된다. 직렬 탄성-케이지는 2개의 스틸 정밀 가이드 레일(934)에 의해 지지 및 안내된다. 스틸 케이블(940)은 직렬 탄성 스프링 케이지(932)로부터 무릎 관절(906)의 회전 운동까지의 선형 변위의 커플링을 허용한다.
각각의 스틸 케이블(940)의 양단부는 무릎 관절의 구동 허브(944)에 부착된다. 구동 허브(944)는 무릎 관절 하우징(946)에 의해 지지된다. 각 케이블은, 무릎 관절(906)로부터 말단의 무릎의 각 측에 위치된 대응 관절 풀리(948) 주위에 루프를 만든다. 각 횡측 관절 풀리(948)는 대응 횡측벽(936)에 부착된 축을 갖는다. 각 케이블 드라이브(940)는 대응 케이블 텐셔너(949)를 돌림으로서 횡측 관절 풀리(948)를 조정하여 독립적으로 팽팽하게 될 수 있다. 각각의 직렬-탄성 액추에이터(902, 904)는, 평지 보행 및 계단 오르기와 같이 더욱 많은 에너지 소비성 작업의 양 레벨에 대해 충분한 파워를 공급할 수 있다.
모든 작동 기구는 횡측 무릎 벽(936), 상부 피라미드형 어댑터(928) 및 하부 피라미드형 어댑터(950)의 조립체에 대응하는 알루미늄 구조에 의해 완전히 지지된다. 이 구조는 하지 해부학적 엔벨로프를 닮은 지지 프레임을 제공한다. 하부 피라미드형 어댑터(950)는, 종래 및 진보된 로봇 풋-발목 인공기구가 무릎 인공기구에 부착되는 것을 허용한다. 스탠다드 인공기구 상부 피라미드형 어댑터(928)는, 무릎 인공기구가 정규 경대퇴동맥 소켓(regular transfemoral socket)에 부착되는 것과 대퇴 절단자(above-knee amputee)에 의해 착용되는 것을 허용한다. 인공기구의 설계는, 구동 액추에이터와 기구에 용이하게 접근할 수 있는 탈착 가능한 측과 전방의 커버와 같이 유지를 용이하게 한다.
도 9a 내지 도 9c 및 도 10의 실시예에 대한 무릎 크기, 각도 범위 및 최대 토크의 설계 파라미터가 표 3에 열거되어 있다.
높이 32.8 cm
횡측 중간 폭 6.8 cm
전후 폭 7 cm
총 중량 2.7 Kg
굴곡 각도 범위 0 - 125도
출력 토크 130 Nm
무릎의 내부 감각 시스템은 탑재된 제어 전자 장치에 피드백을 제공한다. 이러한 센서들이 표 4에 열거되어 있다.
측정 센서
발목 각도 디지털 인코더
모터 변위 디지털 인코더
힐 스트라이크 스트레인 게이지
스프링 압축 홀 효과
힐/토우 접촉 힘 감지 저항 풋 패드
배향/가속 관성 측정 유닛
센서들은 무릎 관절(906)의 각도 변위, 각 직렬 탄성 요소의 변위 및 변형과, 걷는 중의 환경(지면)과 무릎의 힘/접촉 상호작용을 모니터한다.
무릎의 각도 변위는 무릎 관절(906)에 위치된 절대 인코더(952)로 직접 측정된다. 이 센서(952)는 관절 회전과 정렬된 인코더 하우징(953)에 장착된다. 각각의 직렬 탄성 액추에이터의 스프링(910, 920)의 압축은 대응하는 홀 효과 센서(954, 956)로 측정된다. 이들 센서는 스프링(910, 920)이 압축되는 동안 스프링 케이지(932, 944)의 각각에 부착된 자석 근방에 변화가 있을 때 발생하는 자기장 변화를 측정한다. 각각의 모터의 회전은 대응하는 모터(908, 918)의 후방에 부착된 모터 디지털 인코더(958, 960)에 의해 측정된다. 지면과의 상호 작용은 힘 감지식 풋패드(도시 생략)로 측정된다. 풋패드는 다리가 워킹 표면(walking surface)과 접촉해 있는 때의 검지를 허용하고, 이는 제어기가 로봇 무릎 보철을 착용하고 있는 사용자가 어떤 걸음걸이 단계에 있는지를 결정하는 것을 허용한다. 지면과의 상호 작용을 측정하는 데 사용되는 다른 방법은 무릎[특히 스킨 커버(962)]의 프레임 상에 장착된 스트레인 게이지를 사용하여 그리고 기구 장착된(instrumented) 하부 피라미드(950)를 통해서이다. 이 지각 정보는 무릎에서 상호 작용하는 힘과 토크에 관한 정보를 제공할 것이고 무릎 관절에서의 토크를 산출하기 위한 정보를 제공할 수 있다. 이 정보는 제어기가 보행 단계를 결정하는 것을 도울 것이다. 이 실시예를 위해 고려되는 다른 센서는 무릎의 메인 프레임에 부착되어 보행 주기 동안 제어기가 배향 및 가속도를 식별하는 것을 허용하는 관성 측정 유닛(도시 생략)의 사용이다.
전자 장치와 관련된 슈트(electronic suit)는 자족적이고 무릎 보철에 자율성을 제공한다[비-테더식 제어(non-tethered control)]. 전자 장치는 무릎의 측방향 및 후방 벽 상에 조립된 5개의 인쇄 회로 기판(PCB's)의 그룹 내에서 구현되었다. 이들 기판 중 2개는 액추에이터의 제어 전용으로, 일 기판은 전체 무릎 제어 방법을 감독하는 것을 담당하고, 일 기판은 외부 모니터링 PC/랩탑 시스템과의 연결 및 통신 전용이고, 최종 기판은 무릎에 설치된 관성 측정 유닛의 데이터를 처리하는 것을 담당할 것이다. 전자 장치와 관련된 슈트는 PIC 마이크로제어기 기술에 기초하고 22.2V 공칭 서플라이를 갖는 6개의 셀 리튬 폴리머 전지에 의해 전력 공급된다. 모터 기판은 20KHz까지의 제어를 갖는 브러시리스 제어기를 포함한다. 시스템 거동은 USB 또는 와이파이 상호 접속을 통해 무선으로 감시되고 갱신될 수 있다.
유한-상태 제어 방법. 보행 주기 동안 5개의 단계를 이용하여, 최소의 에너지 소비로 무릎 생체 기계를 모방하기 위하여 준수동(quasi-passive) 무릎 모델을 이용하는, 평지 보행을 위한 무릎 제어 방법이 확립되었다.
힐 스트라이크(heel strike)에서 시작할 때, 입각 무릎(stance knee)은 약간 구부러지기 시작한다(~15도). 이 입각 굴곡 단계는 충돌 시에 충격 흡수를 허용한다. 이 단계 동안, 무릎의 신장 액추에이터는 무릎 굴곡 동안 에너지가 저장됨에 따라 스프링 평형 위치를 유지함으로써 이의 직렬 탄성 요소를 결합시킬 것이다. 이 경우 모터는 결합 클러치로서 작용하고 있다.
최대 입각 굴곡에 도달한 후, 무릎 관절은 최대 입각 신장(MSE)이 도달되기 까지(~42％ 보행 주기) 신장되기 시작한다(~15％ 보행 주기). 이 무릎 신장 기간은 입각 신장 단계로 불린다. 입각 신장 동안, 굴곡 액추에이터는, 무릎이 신장되기 시작할 때 에너지가 저장되어 신장 스프링 내의 에너지가 전달되는 것을 허용하도록 이의 직렬 스프링을 위치 설정한다. 이 에너지 전달은 입각 동안 강성을 조절하는 것을 허용한다. 굴곡 액추에이터의 트랜스미션이 리드 나사(lead screw)를 포함하기 때문에 이것이 선형 스프링을 위치 설정하자마자 모터는 더 이상의 포지티브 파워(positive power)를 제공하지 않고, 따라서 전체 에너지 소모를 최소화한다는 것을 언급할 필요가 없다. 이는 "통상 폐쇄된(normally closed)" 설정인 모델의 클러치 결합 거동을 이용하여 실현된다.
입각 말기 또는 전-유각(Pre-Swing) 동안(~42％로부터 ~62％까지의 보행 주기), 지지 다리의 무릎은 유각 단계(Swing phase)에 대비하여 이의 빠른 굴곡기를 시작한다. 전-유각 동안, 무릎이 토우-오프에 대비하여 굽어지기 시작함에 따라 굴곡 스프링에 저장된 에너지는 방출되어 토우-오프 전에 사용자를 돕는다.
다리가 지면을 떠나고 무릎이 계속해서 굽어진다. 토우-오프 시에, 걸음걸이의 유각 굴곡 단계가 시작된다. 이 기간 내내(62％로부터 73％까지의 보행 주기), 무릎의 토크가 무릎 회전 속도를 방해하기 때문에 무릎 파워는 일반적으로 네거티브이다. 이와 같이, 유각 굴곡 동안, 무릎의 신장 액추에이터가 대표적인 요소로서 이용되고, 유각 단계 동안 댐핑된 에너지는, 액추에이터가 다시 구동되고 다리가 새로운 보행 주기를 개시하도록 재위치 설정됨에 따라서, 온보드 배터리에 저장될 수 있다.
유각 동안 최대 굴곡 각도(~60도)에 도달한 후, 무릎은 전방으로 신장되기 시작한다. 유각 신장(~73％으로부터 ~100％까지의 보행 주기) 동안, 무릎 파워는 일반적으로 다음의 입각 기간에 대한 준비로서 유각 다리를 감속시키기 위하여 네거티브이다. 이 단계 동안 신장 액추에이터는 에너지 재생을 제공하여 무릎 보철의 에너지 효율을 향상시키기 위한 요소로서 이용된다. 이 단계 동안, 굴곡 모터는 새로운 보행 주기를 위한 준비로 선형 스프링을 재위치 설정한다.
가변 속도 보행을 위한 보철 무릎 설계. 설명된 능동적인 보철 무릎 실시예는 K3 레벨에서 보행하는 능력을 갖는(즉, 가변 케이던스에 맞춰 보행을 위한 능력 또는 포텐셜을 갖는) 다리 절단자를 위한 것으로 의도된다. 다리 절단자 속도 변경에 적응할 수 있고 여전히 최적 레벨의 에너지 절약을 유지할 수 있는 보철 무릎을 갖기 위하여, 양 직렬-탄성 요소는 비선형이어야 하고 다리 절단자의 체중에 따라 조정되어야만 한다.
속도 적응을 평가하기 위하여, 가변-임피던스 무릎 모델이 앞에서 설명된 최적화 계획을 이용하여, 1.0 ㎧, 1.3 ㎧ 및 1.6㎧ 속도에서 정상 대상 걸음으로부터의 생물 기계학적 데이터에 맞춰졌다. 최적화 결과는 보행 주기 동안 그들의 결합 각도를 포함하는, 양 직렬-탄성 요소에 대한 선형 강성 값(각각의 보행 속도에서)을 제공하였다. 각각의 스프링 및 보행 속도에 대하여, 최대 힘-변위 데이터 쌍이 먼저 선택되었다. 그런 후, 동일한 힘에 대한 변위 공간에서 모든 데이터 쌍을 플롯팅함으로써, 굴곡 및 신장 스프링에 대한 최적 비선형 스프링 기능을 예측할 수 있었다. 도11a는 본 발명에 따른 능동적인 무릎의 직렬-탄성 요소의 힘 대 변위 거동에 대한 최적화된 비선형 다항식 근사의 결과의 플롯이다. 특히, 2차 다항식 근사가 모델의 신장 스프링(1105)에 대해, 그리고 구간(piece wise) 다항식 근사가 굴곡 스프링(1110)에 대해서 시행되었다.
도11a의 데이터에 의해 제안된 바와 같이, 가변-속도 보행 응용에 대하여 도2의 신장 직렬-탄성 요소는 비선형 경화 탄성 요소에 의해 대체되어야만 하고 도2의 굴곡 요소는 연화 스프링으로 대체되어야만 한다. 도11b는 본 발명의 일 측면에 따른 가변-속도 보행을 위한 가변-임피던스 보철 무릎 모델의 예시적인 실시예이다. 도11b에 도시된 바와 같이, 모델은 2개의 단관절(mono-articular) 직렬-탄성 클러치(1120, 1125), 2개의 비선형 스프링(1130, 1135) 및 가변-댐핑 요소(1140)를 포함한다.
이러한 비선형 스프링 기능을 사용하여, 보철 무릎 모델 출력 토크는 생물학적 무릎 토크 데이터와 비교되었다. 도 11c 내지 도 11e는 도 11b에 도시한 모델을 사용하여 3개의 다른 걸음 속도에 대한 비교를 도시한다. 도 11c 내지 도 11e에서, 최적 무릎 모델(1150, 1155, 1160)의 순토크 출력은 무손상 인간 무릎 관절의 토크 프로파일에 비교되며, 각각의 속도에 대해 평균(1165, 1170, 1175) 및 하나의 표준 편차(1180, 1182, 1184, 1186, 1188, 1190)이 도시된다. 상기 모델에 대한 적합도는 각각의 걸음 속도에서의 결정 계수(R2)에 의해 제공된다. 생물학적 데이터는 3개의 상이한 걸음 속도 즉, 1.0 m/s(도 11c), 1.3 m/s(도 11d) 및 1.6 m/s(도 11e)에서 무손상 사지 걸음의 조사 연구(질량 = 66.2kg)로부터 얻어진다. 각각의 선택된 속도에 대해 ±5% 이내의 걸음 속도가 허용되었다.
다양한 속도의 걸음에 대한 인공 무릎 모델이, 이 기술 분야의 숙련자에게 용이하게 명백해질 수 있는 성분 및 재료를 사용하여, 도2의 모델에 대해 설명한 실시예에서의 실행과 유사한 방식으로 물리학적으로 실행될 수 있고, 도4a 내지 도4c 및 도9a 내지 도9c의 실시예에 적합한 임의의 변형 또는 변경예는 도 11b의 모델의 실행에 사용하기에도 적합하다는 점은 본 발명의 기술 분야의 숙련자에게 명백해질 수 있다.
또한, 본 발명의 양호한 실시예에 대해 설명하였지만, 본 발명의 범위 내의 다양한 다른 실시가 이 기술 분야의 숙련자에 의해 구현될 수 있다. 상기 설명한 다양한 실시예들 각각은 복합적인 특성을 제공하기 위해 다른 실시예와 조합될 수 있다. 또한, 상기에는 본 발명의 장치 및 방법의 여러가지 별개의 실시예에 대해 설명하였지만, 본 명세서에서 설명한 것은 단지 본 발명의 원리의 적용예를 도시한 것일 뿐이다. 따라서, 이 기술 분야의 숙련자에 의해 다른 배치, 방법, 변경예 및 대체예도 이하의 청구범위를 제외하고는 제한되지 않는 본 발명의 범위 내에서 고려될 수 있다.

Claims (9)

  1. 능동형 인공 무릎이며,
    회전가능하고 인공 다리 부재에 결합가능한 무릎 관절과,
    상기 무릎 관절의 회전을 발생시켜 다리 부재의 굴곡을 야기하도록 힘을 인가하기 위해, 상기 다리 부재에 평행하게 상기 무릎 관절에 연결되고, 굴곡 모터 및 굴곡 탄성 요소의 직렬의 조합을 구비하는, 직렬 탄성 굴곡 액추에이터와,
    상기 무릎 관절의 회전을 발생시켜 다리 부재의 신장을 야기하도록 힘을 적용하기 위해, 상기 굴곡 액추에이터로부터 다리 부재의 대향측 상에서 다리 부재에 평행하게 무릎 관절에 연결되고, 신장 모터 및 신장 탄성 요소의 직렬 조합을 구비하는, 직렬 탄성 신장 액추에이터와,
    상기 무릎 관절 및 결합된 다리 부재의 위치, 임피던스 및 비보존식 토크를 제어하도록 상기 굴곡 모터 및 신장 모터를 다른 시기에 독립적으로 통전시키기 위한 제어기를, 조합식으로 포함하는
    능동형 인공 무릎.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제어기에 피드백을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 센서를 더 포함하는
    능동형 인공 무릎.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 센서는 상기 무릎 관절의 각도 변위, 상기 굴곡 탄성 요소의 압축, 상기 신장 탄성 요소의 압축, 상기 굴곡 모터의 회전 또는 상기 신장 모터의 회전에 반응하는
    능동형 인공 무릎.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 굴곡 액추에이터 및 신장 액추에이터는 단방향성인
    능동형 인공 무릎.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 굴곡 탄성 요소 및 신장 탄성 요소는 직렬 스프링인
    능동형 인공 무릎.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 굴곡 액추에이터는 단방향성이고, 상기 신장 액추에이터는 양방향성인
    능동형 인공 무릎.
  7. 제6항에 있어서, 상기 굴곡 탄성 요소는 직렬 스프링이고, 상기 신장 탄성 요소는 사전압축된 직렬 스프링 세트인
    능동형 인공 무릎.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 굴곡 탄성 요소는 비선형 연화 스프링이고, 상기 신장 탄성 요소는 비선형 경화 스프링인
    능동형 인공 무릎.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 굴곡 액추에이터는 역구동 불가 트랜스미션을 포함하는
    능동형 인공 무릎.
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WO (2) WO2010088635A1 (ko)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102175752B1 (ko) 2019-06-19 2020-11-06 성균관대학교 산학협력단 양방향 조인트 구동장치
KR20210054844A (ko) * 2019-11-06 2021-05-14 근로복지공단 하이브리드형 의지 장치

Families Citing this family (50)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8864846B2 (en) 2005-03-31 2014-10-21 Massachusetts Institute Of Technology Model-based neuromechanical controller for a robotic leg
US20070123997A1 (en) 2005-03-31 2007-05-31 Massachusetts Institute Of Technology Exoskeletons for running and walking
US8512415B2 (en) 2005-03-31 2013-08-20 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prothesis
US20070043449A1 (en) 2005-03-31 2007-02-22 Massachusetts Institute Of Technology Artificial ankle-foot system with spring, variable-damping, and series-elastic actuator components
US20070162152A1 (en) 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators
US8500823B2 (en) 2005-03-31 2013-08-06 Massachusetts Institute Of Technology Powered artificial knee with agonist-antagonist actuation
US20060249315A1 (en) 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US10307272B2 (en) 2005-03-31 2019-06-04 Massachusetts Institute Of Technology Method for using a model-based controller for a robotic leg
US11278433B2 (en) 2005-03-31 2022-03-22 Massachusetts Institute Of Technology Powered ankle-foot prosthesis
US9498401B2 (en) 2011-12-20 2016-11-22 Massachusetts Institute Of Technology Robotic system for simulating a wearable device and method of use
US9682005B2 (en) 2012-02-24 2017-06-20 Massachusetts Institute Of Technology Elastic element exoskeleton and method of using same
US9221177B2 (en) 2012-04-18 2015-12-29 Massachusetts Institute Of Technology Neuromuscular model-based sensing and control paradigm for a robotic leg
US10441439B2 (en) 2012-05-15 2019-10-15 Vanderbilt University Stair ascent and descent control for powered lower limb devices
DE102012013141A1 (de) 2012-07-03 2014-05-08 Otto Bock Healthcare Gmbh Orthetische oder prothetische Gelenkeinrichtung und Verfahren zu dessen Steuerung
US9603724B2 (en) 2013-08-27 2017-03-28 Carnegie Mellon University, A Pennsylvania Non-Profit Corporation Robust swing leg controller under large disturbances
US20160207194A1 (en) * 2013-09-03 2016-07-21 Anne J. BLOOD Stabilization system for robotic technology
WO2015095211A2 (en) 2013-12-16 2015-06-25 Massachusetts Institute Of Technology Optimal design of a lower limb exoskeleton or orthosis
CN103892943B (zh) * 2014-03-19 2015-08-19 中国人民解放军理工大学 主被动式结合增力型柔性下肢外骨骼
WO2015153633A2 (en) * 2014-03-31 2015-10-08 Parker-Hannifin Corporation Wearable robotic device
KR102378018B1 (ko) * 2014-07-29 2022-03-24 삼성전자주식회사 보행 동작 인식 장치 및 그 방법
CN104921851B (zh) * 2015-05-25 2016-09-07 河北工业大学 主动型膝上假肢膝关节的预测控制方法
KR102429612B1 (ko) * 2015-07-27 2022-08-05 삼성전자주식회사 보행 보조 방법 및 이를 수행하는 장치들
US10480009B2 (en) * 2015-10-01 2019-11-19 Massachusetts Institute Of Technology Biological state machines
KR102459677B1 (ko) * 2015-11-05 2022-10-28 삼성전자주식회사 알고리즘 학습 방법 및 장치
ITUB20159411A1 (it) * 2015-12-28 2017-06-28 Stellar Project S R L Sistema di puntamento stabilizzato compatto
JP6357672B2 (ja) * 2016-09-23 2018-07-18 株式会社国際電気通信基礎技術研究所 駆動機構
US10406000B2 (en) * 2016-09-29 2019-09-10 The Chinese University Of Hong Kong Ankle-foot prosthesis device
CN106730604B (zh) * 2016-12-30 2019-03-01 西安交通大学 一种基于cpg模型的人体锻炼跑步机自适应主动控制方法
WO2018236208A1 (en) * 2017-06-22 2018-12-27 Universiti Malaya INTEGRATED PROSTHETIC MEMBER WITH SENSORY SYSTEM
CN108143594A (zh) * 2017-12-21 2018-06-12 大连厚德坤泰管理咨询有限公司 下肢外骨骼机器人复杂地形的共融协调控制方法
CN108393892B (zh) * 2018-03-05 2020-07-24 厦门大学 一种机器人前馈力矩补偿方法
CN108789395B (zh) * 2018-06-07 2021-03-30 上海交通大学 一种基于仿生肌腱的串联粘弹性驱动器
CN109664297B (zh) * 2018-12-14 2022-04-29 深圳市汇川技术股份有限公司 机器人的振动抑制方法、系统、装置及计算机可读存储器
CN109773792B (zh) * 2019-02-14 2021-07-06 中科新松有限公司 串联弹性驱动器的位置控制装置及方法、存储介质、设备
CN114127643B (zh) * 2019-07-19 2024-03-29 三菱电机株式会社 参数同定装置、参数同定方法及存储介质
CN110405761B (zh) * 2019-07-22 2020-09-01 北京理工大学 一种机器人关节的仿生粘弹性控制方法
CN114286655A (zh) * 2019-08-29 2022-04-05 本田技研工业株式会社 接头装置
GB2599579B (en) * 2019-09-17 2023-12-06 Bionicm Inc Assist device and artificial limb
CN111166346A (zh) * 2020-02-20 2020-05-19 福州大学 基于角速度传感器的膝关节屈伸角度实时测量装置及方法
CN111114668B (zh) * 2020-03-27 2020-07-07 之江实验室 基于关节工况多象限耦合的双足机器人数字液压驱动方法
JP7237891B2 (ja) * 2020-07-15 2023-03-13 ソフトバンク株式会社 学習実行装置、プログラム、及び学習実行方法
CN112207819B (zh) * 2020-08-31 2022-05-10 深圳市优必选科技股份有限公司 机器人及其关节控制方法、关节控制装置
CN112894766B (zh) * 2020-12-25 2022-06-14 华南理工大学 一种应用于步行踝关节线驱外骨骼的力位置混合控制方法
CN113635992B (zh) * 2021-06-15 2023-02-10 上海大学 一种双关节气动人工肌肉驱动的仿生跳跃腿
CN113673153A (zh) * 2021-08-11 2021-11-19 追觅创新科技(苏州)有限公司 机器人电磁转矩的确定方法和装置、存储介质、电子装置
IT202100024512A1 (it) * 2021-09-23 2023-03-23 Fondazione St Italiano Tecnologia Articolazione protesica attiva
CN114750152B (zh) * 2022-04-02 2023-09-05 南京航空航天大学 一种用于变刚度外骨骼的志愿柔顺辅助控制方法
NL2032980B1 (en) * 2022-09-07 2024-03-21 Univ Groningen Variable stiffness prosthetic joint
CN116257942B (zh) * 2023-05-16 2023-08-15 东方空间技术(山东)有限公司 一种火箭仿真模型的确定方法及装置
CN118046421B (zh) * 2024-04-16 2024-06-21 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 手术机器人关节实际力矩的自动采集方法及系统

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5383939A (en) * 1991-12-05 1995-01-24 James; Kelvin B. System for controlling artificial knee joint action in an above knee prosthesis
US5650704A (en) * 1995-06-29 1997-07-22 Massachusetts Institute Of Technology Elastic actuator for precise force control
US6511512B2 (en) * 1998-04-10 2003-01-28 Ossur Hf Active shock module prosthesis
US6532400B1 (en) * 2000-03-24 2003-03-11 Intelligent Inference Systems Corporation Biologically-inspired multi-segmented robot
EP1404259A4 (en) * 2001-07-10 2008-12-03 California Inst Of Techn AUTOMATE COGNITIVE FINISH FOR PROTHETIC SYSTEMS
CN1150868C (zh) * 2001-11-16 2004-05-26 清华大学 带膝力矩控制装置的六杆机构膝关节
CA2535942A1 (en) * 2003-08-21 2005-03-10 Ischem Corporation Automated methods and systems for vascular plaque detection and analysis
DE10351916A1 (de) * 2003-11-07 2005-06-09 Otto Bock Austria Ges.M.B.H. Prothesenkniegelenk
JP4178187B2 (ja) * 2005-01-26 2008-11-12 国立大学法人 筑波大学 装着式動作補助装置及び制御用プログラム
US20070162152A1 (en) * 2005-03-31 2007-07-12 Massachusetts Institute Of Technology Artificial joints using agonist-antagonist actuators
US20060249315A1 (en) * 2005-03-31 2006-11-09 Massachusetts Institute Of Technology Artificial human limbs and joints employing actuators, springs, and variable-damper elements
US7313463B2 (en) * 2005-03-31 2007-12-25 Massachusetts Institute Of Technology Biomimetic motion and balance controllers for use in prosthetics, orthotics and robotics
WO2007023625A1 (ja) * 2005-08-23 2007-03-01 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 高分子アクチュエータ
US7485152B2 (en) * 2005-08-26 2009-02-03 The Ohio Willow Wood Company Prosthetic leg having electronically controlled prosthetic knee with regenerative braking feature
JP4818716B2 (ja) * 2005-12-27 2011-11-16 富士通株式会社 ロボット制御装置
CN101061984B (zh) * 2006-04-29 2012-02-08 香港理工大学 利用肌电信号提供机械帮助的康复机器人系统
JP2008087143A (ja) * 2006-10-05 2008-04-17 Sony Corp アクチュエータ制御装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102175752B1 (ko) 2019-06-19 2020-11-06 성균관대학교 산학협력단 양방향 조인트 구동장치
KR20210054844A (ko) * 2019-11-06 2021-05-14 근로복지공단 하이브리드형 의지 장치

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012516717A (ja) 2012-07-26
EP2398425A1 (en) 2011-12-28
AU2010207942A1 (en) 2011-09-15
WO2010088635A1 (en) 2010-08-05
CN102378669A (zh) 2012-03-14
JP2012516780A (ja) 2012-07-26
EP2398425A4 (en) 2013-09-18
CN102481194A (zh) 2012-05-30
EP2391486A1 (en) 2011-12-07
AU2010208020A1 (en) 2011-09-15
KR20110122150A (ko) 2011-11-09
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