JP2021536329A - ウェアラブルアクティブ補助デバイス - Google Patents

Abstract

本発明は、アクチュエータと制御装置とを備えるウェアラブルアクティブ補助デバイスに関し、アクチュエータは、使用時に肢補助を提供し、アクチュエータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助される肢に結合され、制御装置は、複数のセンサからの信号のための入力と、複数のセンサからの入力信号を処理するための信号処理ステージと、処理されたセンサ信号に従ってモータ作動信号を出力するための出力ステージとを有し、制御装置は、肢補助度を選択するための肢補助度選択入力をさらに有し、信号処理ステージは、複数のセンサによって現在検出されている運動または姿勢に対応して、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の伸長を継続的にモデル化し、上記少なくとも１つの力伝達要素のモデル化された伸長に従いかつ選択された最小肢補助度に応答して継続的にアクチュエータ作動信号を出力するように適応される。【選択図】図１

Description

本発明は、ウェアラブルアクティブ補助デバイスに関する。

ウェアラブルアクティブ補助デバイスが周知である。それらは、特に、例えば事故に起因して、最近の手術に起因して、または別の医療状態に起因して、損傷した患者を彼または彼女の運動において補助するために用いられ得る。ウェアラブルアクティブ補助デバイスは、患者が少なくとも正常に近い態様で運動することを助け、ユーザが補助デバイスなしで正常な態様で運動するトレーニングをすることを助けるためにも用いられ得る。これは、肢の運動を能動的に補助することによるのみでなく、外部的なサポートおよび安定性を提供することによっても行われ得る。

患者が回復するとき、または、進行性疾患の場合は患者の健康の悪化の前に、デバイスによって提供される補助は、所与のアクティブ補助デバイスのために可能なフルパワーを要求しないことがある。多くの場合、特定の肢は、まったく補助されることを必要としないか、または存分に補助されることを必要としない。特に、例えば事故から回復する患者のトレーニングセッション中、補助を段階的に減少させ、または補助全体を０に低減させることが役立ち得る。しかし、これは、標準的なウェアラブルアクティブ補助デバイスでは困難である。

資料「Ｓｍａｒｔ Ｓｕｉｔ ｆｏｒ Ｈｏｒｓｅ Ｔｒａｉｎｅｒｓ−Ｐｏｗｅｒ ａｎｄ Ｓｋｉｌｌ Ａｓｓｉｓｔ Ｂａｓｅｄ ｏｎ Ｓｅｍｉ−ａｃｔｉｖｅ Ａｓｓｉｓｔ ａｎｄ Ｅｎｅｒｇｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ」，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ， Ｍｏｎｔｒｅａｌ， Ｃａｎａｄａ， Ｊｕｌｙ ６―９， ２０１０，Ｔ． Ｋｕｓａｋａ ｅｔ ａｌ．，ｉｎｓｐｅｃｔ ａｃｃｅｓｓｉｏｎ ｎｕｍｂｅｒ １１ ７６９９２２では、弾性材料によって生成される力が弾性材料の張りまたはオフセットを調節することによって制御されるパワー補助システムが提案されている。ユーザの運動と補助力とを同期することが提案されており、そのために、定期的な入力制御方法を適用することが提案されており、そのような入力制御方法では、定期的な運動は、馬のような運動で変化し、弾性材料の長さは、馬のような運動の期間と同期するように調節され、適切な補助を取得する。

ＵＳ２０１８/００７８３９１号は、入力としてユーザの筋電位（ＥＭＧ）データおよびモーションデータを要求する推定された関節トルクに基づく歩行補助を説明している。異なる推定された関節トルクに基づいて、デバイスのパラメータが、ロコモーションのために設定され、ロコモーションは、特に、人間の身体によって生成される関節のトルクを模倣する。ＤＥ １０ ２０１２ ２１９ ４２９ Ａ１から公知であるデバイスは、アクチュエータの残存エネルギーを測定することによって制御され、残量検出器と共に用いられて、補助度を決定する。

ＷＯ２０１８／１２２１０６号から、ソフトウェアラブル筋肉補助デバイスが公知であり、このデバイスでは、制御信号が提供されるＤＣモータを用いて、テンドンが、長さおよび位置に対して短くさせられもしくは長くさせられ、または維持される。コントローラは、アレイ、または複数のモーションおよび力のセンサを用い得、これらのアレイまたはセンサは、ユーザの姿勢および／または運動の意図もしくは現在の運動を推定する態様で用いられ得る。この情報に基づいて、装置のコントローラは、例えば付与される力および関節の硬さを変えることによって、ユーザの運動をどのように最適にサポートするかを決定し得る。センサ装備は、脚の運動量を測定するための脚の脛部および大腿部にある慣性測定ユニットと、腕の運動量を測定するための腕の慣性測定ユニットと、胴の運動を測定するための身体の重心の慣性測定ユニットとを含み得ることが提案されている。力を測定するために、ロードセルが各々のテンドンに配置されることも提案されている。モータ内のエンコーダが、アクチュエータのモータシャフトの回転位置を継続的に測定し、それによってテンドンの長さを推定することが提案されている。ロードセルおよびエンコーダの組み合わせ、および／またはエンコーダの信号のみが、システムにおける硬さおよび／または力のレベルの確実な制御を可能とすることが述べられている。モータが重力の影響と等しい力を付与し、関節の硬さを変えることも述べられている。

ＷＯ／２０１６／０８９４６６号、ＷＯ／２０１５／１５７７３１号およびＷＯ／２０１８／０３９３５４号から公知であるウェアラブルアクティブデバイスは、補助力を提供するためのケーブルに頼っており、極小の補助を提供することも着用者の運動にぴったりと追従することもできない。力が必要とされないとき、これらのデバイスは、ユーザが拘束なく全範囲のモーションを実行することを可能とするように、力伝達ケーブルにおいて十分なたるみが存在するモードに切り替える。したがって、これらのシステムは、まず過剰なたるみを克服する必要があるので、予期せず必要とされるときに、即座に力を伝達することができない。このことは、これらのシステムの帯域を有意に低減させるだけでなく、力伝達のスムーズな開始も可能としない。さらに、この原理は、十分なたるみを生成するために追加のケーブルを能動的に送り出すことをアクチュエータに要求するので、エネルギー非効率でもある。

公知のウェアラブルアクティブ補助デバイスのいくつか、特にＷＯ２０１８／１２２１０６Ａ１号から公知であるソフトウェアラブル筋肉補助デバイスは、ユーザに非常に良い補助を提供する一方で、所望される補助度が、少なくともいくらかの時間にわたって０であるかまたはユーザにとって無視できる場合であっても、肢が補助されまたは複数の肢が補助される度合いの選択を可能とすることが所望され得る。より正確に実際に必要とされるサポートを提供することも、多くのユーザによって賞賛され得る。

米国特許出願公開第２０１８/００７８３９１号明細書 国際公開２０１８／１２２１０６号

Ｓｍａｒｔ Ｓｕｉｔ ｆｏｒ Ｈｏｒｓｅ Ｔｒａｉｎｅｒｓ−Ｐｏｗｅｒ ａｎｄ Ｓｋｉｌｌ Ａｓｓｉｓｔ Ｂａｓｅｄ ｏｎ Ｓｅｍｉ−ａｃｔｉｖｅ Ａｓｓｉｓｔ ａｎｄ Ｅｎｅｒｇｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ」，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ， Ｍｏｎｔｒｅａｌ， Ｃａｎａｄａ， Ｊｕｌｙ ６―９， ２０１０，Ｔ． Ｋｕｓａｋａ ｅｔ ａｌ．，ｉｎｓｐｅｃｔ ａｃｃｅｓｓｉｏｎ ｎｕｍｂｅｒ １１ ７６９９２２

本発明の目的は、産業的用途のための新規のものを提供することである。

この目的が、独立請求項の主題によって達成される。好ましい実施形態のいくつかが、従属請求項において請求される。

本発明の第１の基本的なアイデアによると、モータと制御装置とを備えるウェアラブルアクティブ補助デバイスであって、モータは、使用時に肢補助を提供するように作動可能であり、モータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助されるように肢に結合され、制御装置は、複数のセンサからの信号のための入力と、複数の信号からの入力信号を処理するための信号処理ステージと、処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号を出力するための出力ステージとを有するウェアラブルアクティブ補助デバイスは、制御装置が、肢補助度を選択するための肢補助度選択入力をさらに有することと、信号プロセッサステージが、複数のセンサによって現在検出されている運動に対応して、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化し、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の現在のモデル化された伸長にしたがって、かつ選択された最小肢補助度に応答して、モータ作動信号を出力するように適応させられることとが提案される。

つまり、ウェアラブルアクティブ補助デバイスは、力伝達要素の伸長が複数のセンサ信号に基づいて導出されるモデルにしたがって確実に制御されるような態様で通常肢を補助するモータを作動させることによって、０に近い肢補助であり得る選択可能な最小補助度を有するように提案される。これは、テンドンからアクチュエータ、モータおよび同様のものを結合解除することなく最小補助を選択することを可能とする。特に、最小肢補助度は、ウェアラブルアクティブ補助デバイスを着用するユーザ自身によってではなく、身体的療法士、理学療法士、医者等によって、特に患者が気付くことさえなく選択されることが可能である。モータは、事実上のサポートが提供されない場合でさえ、少なくとも１つの力伝達要素を伸縮させ続けるので、モータを聞くユーザは、サポートされている印象を有する。

したがって、ウェアラブルアクティブ補助デバイスのプラシーボ効果は、特に患者が彼（または彼女）自身の筋肉への信頼を再構築する必要がある場合に、容易にテストされ得る。さらに、理学療法士または同様のものの期待にもかかわらず、特定の運動のために補助が依然として提供されなければならないことが判明した場合、伸長をモデル化することによって、かつ少なくとも１つの力伝達要素を伸縮させることによって、補助が即座に利用可能であり得、かつ利用可能とされる。本発明の目的のために、肢補助度選択入力は、ユニットがオンに切り替えられることによって少なくとも２つの異なるサポートの度合いが選択可能であるように適応させられ、最小肢補助度は、この最小の度合いが０補助に対応する場合でさえ、これらの選択可能な度合いのうちの１つであることが留意されるべきである。

異なる補助度は、好ましい実施形態では、人間の身体の両側のために選択され得、例えば、左脚への補助が右脚への補助とは異なることが留意される。別個のアクチュエータが身体の同一の側において肢を補助するために用いられる場合、各肢のために異なる補助度を選択することが可能であり、有利であり得る。モータ作動信号の出力は、例えば補助される肢の屈曲状態または曲げ状態である現在の姿勢を示す特定の信号を単に参照することによってモデル化され得、力伝達要素は、補助される肢の１つより多くの関節を横断してモータへ伸びており、例えば１つの電気モータによる同時の補助は、適切に導かれる力伝達要素によって頸部、大腿部および尻に提供されるべきであるので、関節の角度、それぞれの要素の向きを測定するセンサ信号にのみ依存して、例えば、大腿部が鉛直であるか、水平であるか、または中間の位置であるか等を判断することが可能であることが留意される。特定の肢のために最小補助、好ましくは０補助を現在要求している人が、歩行、階段を登ること等の特定のパターンにしたがって動いているかどうかを決定することは必要ではない。

したがって、最小肢補助を提供するために次の運動を予測することは、必要でなく、特に有利と考えられもしない。本発明によって提案されるように制御されるモータ作動信号によって作動されるモータによる力伝達要素の伸縮は、予め定義された位置軌道に依存する必要はないが、１または複数の処理されたセンサ信号にしたがって継続的に調整され得、かつ好ましく、それによって、遂行される運動または姿勢に関係なく、最小肢補助が継続的に提供され得る。

それでもなお、ユーザが次に動く様子を予測することなくユーザの現在の挙動を緊密に一致させる少なくとも１つの力伝達要素の伸縮を有することが可能である。予測される運動パターンに依存せず、複数のセンサから現在感知されている信号にのみ依存することは非常に有利である。

それでもなお、最小肢補助度が提供される透過モードでウェアラブルアクティブ補助デバイスを用いている間でさえ、現在の運動は、ユーザの現在の運動のフェーズと共に依然として識別され得ることが留意されるべきである。このようにして、例えばユーザが現在の状況に対処できない印象を有することかまたは実際の努力がユーザにとって大きすぎることにしばしば起因し得る致命的なレベルを上回ってユーザの血圧または心拍数が増加することが検出されるので、補助を突然要求するユーザを遅延なくかつ悪影響なく即座に補助することが可能である。

また、加速度センサおよび／または角速度センサは、ユーザが転倒する態様で動くことを開始することと、転倒が防止されなければならないこととを示し得る。そのような場合、システムが最小肢補助度状態である間の力伝達要素の実際の伸縮が、そのようなパターンに依存しない場合であっても、現在の運動パターンを検出することが役立ち得る。制御装置が、ハードウェア実装フィルタまたは同様のもの等のハードウェアステージを用いて実装され得ること、または、代替として、制御装置がソフトウェアステージとして実装され得るように、センサ信号が条件付けられデジタル化され得ることが留意される。既存のアクティブ補助デバイス内の追加の（ソフトウェア）モジュールとして制御装置を含み、特にそのようなデバイスが適切なセンサ信号をすぐに提供することが可能である。

好ましい実施形態では、複数のセンサは、ジャイロセンサおよび／または加速度センサおよび／または磁気センサおよび／または伸縮性センサおよび／または運動センサおよび／または角度センサを備える。（多軸、特に三軸の加速度センサ、ジャイロセンサおよび磁気センサが、肢および肢のセグメントの現在の向きを決定することにおいて特に有用である。また、関節の近位および遠位の両側に複数のジャイロセンサおよび／または加速度センサを提供することは、関節の角度を決定すること、または少なくともこれを推定することを可能とする。同じことが、地球の磁界の向きを決定することを可能とする磁気センサに当てはまる。前述のセンサ、ならびに、バッファ、増幅器、Ａ／Ｄ変換器および同様のもの等の関連する信号処理回路は、予測可能な態様で温度等の周囲の条件を変化させることによって影響を及ぼされ得ることが留意されるべきである。したがって、特定の実施形態では、温度センサ、気圧センサ等の追加のアンビエントセンサを有することと、追加のアンビエントセンサから導出される信号に応答して、ジャイロセンサおよび／または加速度センサおよび／または磁気センサおよび／または伸張性センサ、ならびに関連する回路の潜在的変動を補正することとが好まれ得る。

関節の角度を決定するための専用の角度センサ等の他のセンサが用いられ得ることが留意される。明示的に列挙されていない運動センサおよび／または角度センサが使用可能であるが、伸張性センサ、ならびに／または、新規のセンサおよび／もしくは他の公知のセンサ等の将来のセンサが使用可能であることが予見され得る。しかし、力伝達要素における張力を測定するために力センサ（例えば、ひずみゲージおよび同様のもの）が要求されない場合は、このことが配列を簡素化し、コストを低減させるので、特に有利である。ひずみゲージが力伝達要素に取り付けられずとも、本発明にしたがったウェアラブルアクティブ補助デバイスの反応は非常に高速であり得ることが留意されるべきである。

好ましい実施形態では、アクティブ補助デバイスは、１または複数の肢、特に人間の身体の少なくとも１つの脚の活動を補助するように適応させられる。制御信号を提供するために、１つの脚のみからの制御信号に依存することが可能である。しかし、両脚からの信号を用いることが好まれ得る。例えば、ユーザが転倒し始めた場合、高い加速度が予期され、概して、これらは、いずれの既知の典型的な挙動または運動に割り当てることができない。したがって、両側からの信号に依存することは、０または最小の補助フェーズが即座に終了させられることを必要とすることをシステムがより速く決定することを可能とする。

好ましい実施形態では、上で示されるように、制御装置は、力伝達要素における力および／または張力の測定値を示す任意の力表示信号または張力表示信号から独立して、特にロードセルセンサ測定値信号から独立して、力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられる。そのような力または張力が任意の方法で測定される場合、対応する信号を透過モードでも用いることが可能であり得ることが理解される。しかし、ほとんどの用途において、そのような力表示信号または張力表示信号は、実際にはいずれも必要とされず、そのような対応するセンサ信号が提供されることを必要としない場合、それらは、透過モードを実装するためだけに機能し得るので、利点とみなされ得る。したがって、そのような力センサまたは張力センサが透過モードで用いられ得る一方で、それらのセンサが追加の機能性を実装するために重要とみなされない場合、それらのセンサは必要とされないことも理解される。

さらに好ましい実施形態では、力伝達要素自体はほとんど伸張性ではない。つまり、通常の使用中、ユーザが力伝達要素に加え得る力は、力伝達要素の大きな伸張を可能とするためには適していない。

ここで、上で示されたように、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスは、モータを作動させることによる力伝達要素の現在必要とされる伸長の評価のためのモジュールに依存する。この文脈では、ケーブルが力伝達要素に対応する場合、ケーブルの紆曲の解消および紆曲の開始が、力伝達要素を伸縮させるとみなされることが留意されるべきである。

サイズ、肢の長さ、脚の周囲の長さおよび同様のもの等の身体的パラメータが周知である場合、伸長の基本的なモデル化がほとんど精密であることが理解される。

しかし、ユーザが非常に精密に測定されることは、時間を要し、特に理学療法士等の時間を要し、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスを用いるコスト全体を増加させるので、ユーザが非常に精密には測定される必要がないことの必要性または少なくともそのような望みがしばしば存在する。

したがって、ウェアラブルアクティブ補助デバイスが、各々の単一のユーザに関する専用身体的パラメータを概して正確に決定することなく用いられ得ることを可能とすることが非常に好ましい。したがって、さらに好ましい実施形態では、肢とモータとの間で、復元性要素は、伸縮させられる力伝達要素に直列で提供される。そのような復元性要素（例えば、コイルばね）を用いることは、現在必要とされる力伝達要素の伸縮の決定における小さな誤差が、ユーザに検出されないままでことを可能とする。

好ましい実施形態では、リストリクタが提供され、リストリクタは、復元性要素の伸長を限定または拘束し（例えば、ばねの伸長を最大可能伸長までに拘束する）、復元性要素のさらなる伸張を可能とすることなくばねまたは他の復元性要素に付与される任意の追加の力を奪うことがさらに好ましい。例えば、特定の長さのコードまたはワイヤがコイルばね内に提供される。コードは、ばねの端部と同一のポイントに取り付けられ得、それによって、リストリクタも、肢と、作動されると肢を補助するために用いられるモータとの間に配置され得る。ばねコイルが伸張されない限りロープがばねコイルより長い場合、力伝達要素に加えられる全ての力（例えば、モデルとユーザとの間の不一致に起因する力）は、ばねの伸張を特定の度合いに導く。

ばねの伸張が低いままである間、力はリストリクタによって奪われない。しかし、ばねが可能とされる最大まで伸張させられると、任意の追加の力がリストリクタによって奪われ、それによって復元性ばねのさらなる伸張を可能としない。つまり、リストリクタは、特に実際のサポートまたは補助が提供される場合に可能とされる特定の最大値までに伸長を拘束する。復元性ばね要素の適切な最大可能伸長と、適した復元係数とを適当に選択することによって、モデルと、特定のユーザのために実際に必要とされる伸張との間の任意のずれが、実際の補助中に本ウェアラブルアクティブ補助デバイスの意図される挙動に影響を与えることも、透過モード中にデバイスが感知可能であるようにすることもないように配慮され得る。

好ましい実施形態では、復元性要素は、選択された最小肢補助度において許容される最大残留力のために、復元性要素が、標準化されたモデルと所与のユーザのための正しい伸張との間の最大限可能とされるずれ以下だけ伸長されるような復元係数を有する。この文脈において、ユーザの非常に精密な測定を行う必要はないが、復元性および最大可能長さの両方において異なる複数の復元性要素を提供することが可能であり好ましいことが明らかである。典型的な状況では、最大限可能とされるずれは、数センチメートル（例えば３〜７ｃｍ）であり得る。この距離は、標準化されたモータ速さで与えられる肢補助の緊急的変化の場合であっても、容易に克服され得る。これらの好ましい最大可能長さは、ひいては、ユーザによってほとんど検出不可能なモデルとの不一致の場合、復元性要素の伸張に起因する残留力を可能とし、不一致がほとんどまたは全時間検出されないままであることを確実にする。

上で示されるように、識別された現在の運動におけるフェーズを決定し、モデル化された伸長に応答してモータ作動信号を出力することが可能である。実際の伸張を予測することが可能であり得るが、しかし、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスによって提供される透過モードについては、作動プロファイルが予め定義されないので、例えば歩くフェーズの知識は必要とされず、システムは正確な歩く周期に依存しないことが留意されるべきである。特に、特定の歩くフェーズに依存する代わりに、膝角度等に依存する連続的力調整等の他のパラメータが用いられ得る。

しかし、それでもなお、制御装置は、歩行、立っていること、上り坂または下り坂の歩行、階段の昇降、座位移行等の特定の活動を識別するように適応させられ得る。上で示されるように、透過モードの制御自体が、精密な現在の活動の決定に依存する必要がない場合であっても、デバイスの安全性が増加させられ得る。

透過モードにおける作動が、運動のいくつかの識別されたモードに対応する任意の予め定義された作動プロファイルに依存しない場合であっても、制御装置は、特定の活動を識別するだけでなく、透過モードにおいて存在する連続的力調整作動を、検出された活動の特定のステージにおいて要求される予め定義された作動プロファイルと組み合わせて、所望されるときに連続的力調整補助と予め定義された作動プロファイルとの間で切り替わるように適応させられ得る。

好ましい実施形態では、最小補助度は、残留力が肢において３０Ｎより小さいままであるように、好ましくは肢において２０Ｎより小さいままであるように、特に肢において１０Ｎより小さいままであるように選択され得る。しかし、通常、残留力はそれでもなお運動の少なくとも一部の間０．５Ｎより大きく、特に１Ｎより大きく、特に０．５Ｎと５Ｎとの間であり、特に周期的運動の５０％であり、好ましくは周期的運動の少なくとも６６％であり、特に好ましくは周期的運動の少なくとも３／４である。

他の機構が用いられ得るが、最も好ましい実施形態では、少なくとも１つの力伝達要素は、ステップモータまたはブラシレスモータ等の電気モータを用いてその伸長が巻かれまたは巻き戻されるケーブルまたはロープ等のテンドンである。モータは、特に、ブラシレスモータであり得、ブラシレスモータは、補助が必要とされるときに、容易に制御され、補助される肢に十分高いトルクを提供し得るので、ブラシレスモータが特に好ましい。好ましい実施形態では、力伝達要素は、たるみシース内で導かれる。つまり、力伝達要素は、ボーデンケーブルまたは同様のものである必要はなく、そのため、ウェアラブルアクティブ補助デバイスの全体の構築が簡素化される。

基本的に、制御装置は、選択された最小補助度から最小補助度より高い補助度への移行中、１０ｃｍ以下、好ましくは７ｃｍ以下、特に好ましくは５ｃｍ以下の力伝達要素のたるみが、ユーザに知覚可能な補助を提供する前に巻き取られることによって克服されることを必要とするように、伸長をモデル化するように適応させられることが留意される。

モデルがモデル化のための「平均的なユーザ」に依存するので、システムにいくらかのたるみが存在する場合であっても、復元性要素は、小さい誤差に通常関連するモデルの誤差を一様にする。したがって、好ましい実施形態では、複数のパラメータを用いる特定のサイズが、システムに入力される必要はない。

好ましい実施形態では、力伝達要素が１つより多い関節を超えて伸張するように力伝達要素を導くことが有用であり得る。このようにして、（周期的）運動のうちの多くの部分にわたって力が付与され得る。制御装置が、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられる場合、現在必要とされている実際のサイズだけでなく、摩擦も考慮に入れることが非常に好ましい。

好ましい実施形態では、可変アクティブ補助デバイスは、ユーザが着用する必要がある複数の衣類様の要素等を（アクティブ補助を確実に提供するために）備えていなければならないことが考慮に入れられる。通常の衣服に比べ、そのような衣類様の要素は、現在、依然として従来の衣服より有意に硬く、より高い重量も有している。そのようなウェアラブル補助デバイスで動くとき、衣類様の要素等によって引き起こされる追加の摩擦が克服される必要があり、人間の身体の一部を加速させるとき、しばしば、肢に０の力を提供することだけでは不十分である。むしろ、特定の場合、ユーザは、補助スーツを着用することによって全く影響を受けないことが好ましい。よって、補助が０である真の透過モードでは、「負の」補助を防止することも所望され、それによって摩擦および慣性等の効果は、ユーザに影響を与えない。そのため、これらの効果が補償されるべきである。

ウェアラブルアクティブ補助デバイスの好ましい実施形態では、補助中のトルクが一方向にのみ能動的に付与される場合であっても、関節等を安定化することを助ける拮抗受動要素が存在し得る。この場合、透過モードにおいて、拮抗受動要素は対抗される必要もある。そのような場合、任意の肢補助は、関節の残留安定化からだけでなく、能動的に力を与える運動からも生じ、それによって、いくらかの補助が依然として提供される。

コントローラによって実装されまたは用いられる任意のモデルは、アクティブ補助デバイスを着用するユーザの組織コンプライアンスおよび／または身体形状がモデルの一部として考慮に入れられるように設計され得ることが留意される。つまり、好ましくは、ユーザ自身が、着用されているシステムのコントローラの一体的な部分とみなされる。これは、まるで力伝達要素からエネルギーを蓄えかつ／または減衰する、つまり吸収するばね−ダンパーシステムであるかのように人間の身体のコンプライアンスを利用する態様で、コントローラがユーザを補助することを可能とし、それによって制御スキームにおける不安定性を回避し、それによって、制御アクション中の任意の潜在的不安定性を安定化することを助け、要求される場合に、補助の突然の増加を同時に可能とする安全な作動を確実にする。よって、要求される場合に、システムが、突然であるが制御された態様で高いレベルの補助で補助することを可能とする追加のレベルの安全性が達成され得る。

０補助ではない肢補助が本発明のウェアラブルアクティブ補助デバイスによって提供される場合であっても、複数のセンサによって現在検出されている運動または姿勢に対応して、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化し、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素の現在のモデル化された伸長にしたがって、かつ選択された肢補助度を考慮に入れてモータ作動信号を出力することが、役立ち得、それ自体に発明性があるとみなされる。つまり、特に可能な最大補助未満の補助度でのアクティブ補助の間、透過モードは、基準として用いられ得、そして、任意の実際の補助が、実際に補助される度合いの肢補助を提供するように少なくとも１つの力伝達要素をさらに伸縮させることによって組み合わされ得る。このことから、透過モードは、少なくとも１つの選択された最小レベルの補助の任意の所与の運動全体にわたって継続的な補助を可能とする他の補助モードと組み合わせられ得ることが理解され得る。

アクチュエータに言及するとき、電気モータだけが使用可能であるわけではないことが留意されるべきである。例えば、本発明の文脈において、そのようなモータは、液圧式または気圧式でもあり得る。人工筋肉に似ておりかつ人工筋肉の制御を可能とする技術さえも用いられ得る。デバイスは、例えば電気ひずみ、磁気ひずみおよび同様のものも利用し得ることが理解されるであろう。

モータと制御装置とを有するウェアラブルアクティブ補助デバイスの制御装置についても保護が求められ、モータは、肢補助を提供するように作動可能であり、モータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助される肢に結合され、制御装置は、複数のセンサからの信号のための入力と、信号を処理するための信号処理ステージと、処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号を出力するための出力ステージとを有し、制御装置は、モデルステージを備え、モデルステージは、センサによって検出されるユーザの現在の運動および／または姿勢と、人間の身体の組織のコンプライアンスと、運動に対抗するウェアラブルアクティブ補助デバイスの慣性および／または摩擦とをともに考慮に入れて、ユーザによって感知可能な閾値以下の補助を保つ態様で少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられ、出力ステージは、現在のモデル化された伸長および要求される肢補助にしたがってモータ作動信号を出力するように適応させられる。

この制御では、本発明の同一の概略的なアイデアを適用して、支持のレベルを最小に調節することさえなしに、代わりにコンポーネントの慣性および／または摩擦をこれらが補償され得るように考慮に入れることによって、ユーザにほとんど気付かれることのないウェアラブル補助デバイスの影響が取得され得る。このことから、最小補助が要求されない場合であっても、透過モードは、精密性を増加させることにおいて役立ち、所与の量の補助が達せられ得、これは最小（＝透過）モードをベースラインとして用いることによって実施され得ることが明らかであろう。理解され得るように、これは、最小補助が要求されない場合であっても、摩擦および／または慣性コンポーネントのうちの少なくとも１つを考慮に入れることによっても、そして開示される概念を提供することによっても実施され得る。

本発明が、図面を参照して本明細書中で説明される。

図１は、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスの概略図を示す。

図２は、復元性弾性要素としてのばねと、カフスとを示すウェアラブルアクティブ補助デバイスの詳細を示し、復元性弾性要素は、伸縮させられる力伝達要素に直列に設けられ、カフス配列は、肢の周囲に配置されるが、最大可能伸長にばね伸長を拘束するための拘束性を伴う。

図３は、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスの制御装置によって用いられるモデルの説明を示す。

図４は、本発明によるウェアラブルアクティブ補助デバイスの透過的挙動をモデル化するための概略的なハイレベルブロック図を示す。

図５ａは、より詳細なモデルコンポーネント、すなわちコンプライアンス補償コンポーネントを示す。

図５ｂは、より詳細なモデルコンポーネント、すなわち速度補償コンポーネントを示す。

図５ｃは、より詳細なモデルコンポーネント、すなわち復元性要素力補償を示す。

図５ｄは、より詳細なモデルコンポーネント、すなわち位置補償コンポーネントを示す。

図６ａは、周期的態様で繰り返し強められる様々な力に関する力−テンドン長関係を示す。

図６ｂは、固定された力および繰り返される力強化に関する力−テンドン長関係をより詳細に示す。テンドン長ではなく回転式アクチュエータのエンコーダカウントが示されることを留意されたい。

図６ｃは、周期動作が繰り返された後に取得される平均的挙動と共に、図６の力−テンドン長関係を示す。

図６ｄは、テンドンに付与される力が精密に制御され得ることを示す証明である。

図６ｅは、様々な姿勢に関する力−テンドン長関係である。

図７は、様々な姿勢における最小サポートおよび／または透過モードのために必要とされる様々なテンドン長を図示する。

図８は、低速で動くときに透過モード中に膝モーメントアームに作用する力を示し、透過モード中に最小の力のみが付与されることを示す。

図１によると、ウェアラブルアクティブ補助デバイス１は、モータ２と、制御装置６とを備え、モータ２は、ユーザ４の肢３に補助を提供するように作動可能でありそのために用いられ、モータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素５を介して肢３に結合され、制御装置６は、複数のセンサ８ａ、８ｂ、８ｃ、８ｄからの信号７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄのための入力を有し、コントローラは、複数のセンサ８ａ−８ｄからの入力信号７ａ−７ｄを処理するための信号処理ステージと、処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号１０を出力するための出力ステージ９とを有し、制御装置は、肢補助度を選択するための肢補助度選択入力１１をさらに有し、制御装置６の信号プロセッサステージは、センサ８ａ−８ｄを用いて現在検出されているユーザの運動に対応して、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素５の伸長をモデル化し、伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素５の現在のモデル伸長にしたがって、かつ選択された最小肢補助度に応答して、モータ作動信号１０を出力するように適応させられる。

示される実施形態では、肢補助度が選択され得、本発明によって実装される透過モードが、最小肢補助度として用いられるが、これは必ずしもそうである必要はないことが留意されるべきである。例えばモータ、バッテリ、テンドン等のウェアラブルアクティブ補助デバイスのコンポーネントにおける仕事量を低減させて、デバイスの寿命を増加させるために、概して、補助精密性を保つこと、特に、意図的に最大補助度未満に保つことが可能である。

さらに、そのような場合でさえも、本明細書中で説明される透過モードは、追加の補助が提供される基本伸長開始を定義するために用いられ得るので、透過モードは有用であると考えられ得る。このようにして、例えば周期運動中の全体の補助は、より一定であり得る。そのような場合、ウェアラブルアクティブ補助デバイスは、例えばモータと制御装置とを備え得、モータは、関節補助を提供するように作動可能であり、モータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助されるように関節に結合され、制御装置は、複数のセンサからの入力と、信号を処理するための信号処理ステージと、処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号を出力するための出力ステージとを有し、制御装置は、モデルステージを備え、モデルステージは、少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられ、モデル化は、センサによって検出されるユーザの現在の運動および姿勢と、運動に対抗するウェアラブルアクティブ補助デバイスの慣性および／または摩擦との両方を考慮に入れて、ユーザによって感知可能な閾値以下に補助を保つ態様であり、出力ステージは、現在のモデル化された伸長および／または要求される肢補助にしたがってモータ作動信号を出力するように適応させられる。

ここで、図１およびそこに示される実施形態に戻ると、ユーザ４は、特定の補助度を要求するが、アクティブ補助が要求されない少なくともいくつかの期間もウェアラブルアクティブ補助デバイスを使用する人間の患者である。

力伝達要素は、力伝達要素を伸縮させるようにモータ２によって回転させられるリール上でコイル状に巻かれかつ巻き戻されるテンドンである。これは、とりわけ図７に見られ得る。ウェアラブルアクティブ補助デバイスが構築され、力伝達要素が人間のユーザ４の身体に沿って導かれる精密な方法は、図１には示されないが、この点については、ＷＯ２０１８／１２２１０６Ａ１号への参照がなされ得る。おそらく、本発明が実装され得るウェアラブルアクティブ補助デバイスの非限定的な例がそこに示されている。

異なる層等からの構築等の多くの詳細も、引用される書類に示されている。これらは、絶対に必要なわけではないが、本発明においても有用である。したがって、引用される資料にしたがった構築を有し、かつ、引用される書類にしたがったセンサと、本明細書中で説明されるもの以外の引用される書類に密接に対応する制御装置とを有するウェアラブル筋肉補助デバイスが、本発明のために完全に使用可能であるが、本発明は、ＷＯ２０１８／１２２１０６Ａ１号のように構築されたウェアラブルアクティブ補助デバイスに限定されないこと、および本発明の基本的な発想が、異なる構築を有するウェアラブルアクティブ補助デバイスでも用いられ得ることが留意されるべきである。

示される実施形態では、補助される関節は、ユーザの膝関節および尻関節、特に右脚の関節であり、第１の三軸加速度センサ８ｄが、脛部に提供され、第２の三軸加速度センサが大腿部に提供される。さらに、右尻（センサ８ａ）および右膝（センサ８ｃ）の曲げ角度を示すために、角度センサが提供される。さらなる角度センサが、足首に提供され得る（図１に示されず）。様々な姿勢についての様々な角度が図７にも示される。

示される実施形態における力伝達要素５は、非伸長性材料から作製されカフス１２を介して脛部に係留されたテンドンである（図２参照）。テンドン５とカフス１２との間に、比較的復元性のある螺旋状ばね１３が提供される。コイルばね１３は、その一端でカフス１２に係留され、その別の端部でテンドン５の端部５ａに係留される。ロープ１４は、螺旋状ばね１３に平行であり、コイルバネ１３内に導かれる。ロープ１４の長さは、ロープ内で復元性要素１３がその最大許容延長までたるむような長さである。もちろん、そのような拘束は、コイルバネではない復元性要素、例えばゴムバンドでも実装可能である。

図３に見られ得るように、ユーザ３の脚に沿うテンドンの長さは、ユーザの姿勢、特に膝および尻の曲げ角度に依存する。さらに、モータが比較的高い位置でユーザの胴に取り付けられる場合、テンドンの長さは、胴自体の姿勢にも依存する。テンドン５の長さの変化は、ウェアラブルアクティブ補助デバイスによって実装される場合、とりわけテンドンが人間の身体の近くに沿う経路に依存する。例えばテンドンが尻の前に導かれるか、または尻の背後に導かれるかに依存して、長さが異なる。これは、もちろん考慮に入れられ得る。これは、特に、図３に示されるように、図３で角度α、角度β、角度γで示される現在の曲げ角度にのみ依存する仮想の尻および仮想の脚を定義することによって仮想テンドン長を計算することによって行われる。

そして、ユーザが肢を動かすことを望む場合、任意のウェアラブル補助デバイスも、動かされることを必要とするいくらかの質量を有することが、当業者に明らかであろう。例えば、脛部を動かすとき、カフス１２は、テンドン５の一部等と共にばね１３、ロープ１４も動かされる必要がある。ウェアラブルアクティブ補助デバイスの一部の衣類様構造に起因するいくらかの摩擦、ならびに、衣類の内部の摩擦、および一般的に理解されているような摩擦の他の原因の摩擦も存在する。

ここで、ユーザが、最小補助として０補助を提供されるが、ウェアラブルアクティブ補助デバイス１によって悪影響を受けない場合、図４に描写される補償コンポーネントが、考慮に入れられ、慣性、ならびに他の効果および妨害の間の摩擦等を補償される。さもなければ、ユーザは、ウェアラブルアクティブ補助デバイスの追加の摩擦および慣性を克服するために、単に追加の力を付与する必要があり得る。克服される慣性は、特定の運動に依存することも明らかであろう。例えば、脛部が動かされる場合、補償される慣性は、脛部が、遊脚フェーズの初期の間サポートされるかまたは遊脚フェーズの中期の間サポートされるかに依存し、遊脚フェーズの初期では、高い加速度が必要とされ、遊脚フェーズの中期では、速度は基本的に短時間一定のままであり、そのため慣性力は補償されることを必要としない。摩擦力も、現在の速度および現在の曲げ角度に依存し得る。（摩擦および慣性の効果の説明のために、立脚または遊脚等の運動パターンおよび運動フェーズへの言及がなされるが、その決定は必須ではない。むしろ、脛部等の速さの決定で十分である。

図４に示されるように、透過的な力をモデル化するモデルステージは、好ましい実施形態において、人間の身体の様々な部分、すなわち、胴、大腿部、脛部の現在の姿勢または位置を考慮に入れ、かつ、胴、大腿部および脛部の現在の速度も考慮に入れる。そして、胴、大腿部および脛部等の各コンポーネントに関する摩擦およびそれぞれの慣性、ならびに復元性要素力コンポーネントも、考慮に入れられ得る。

モータは、摩擦および慣性にも貢献し、それによって、胴、大腿部および脛部それぞれについてのＩＭＵ（慣性測定ユニット）等のセンサにさらに貢献し、好ましくは、モータエンコーダ信号も考慮に入れられるべきであることが明らかであろう。これらの信号を用いて、位置補償力、速度補償力、摩擦補償力、慣性補償力は、それぞれ、位置補償コンポーネント、速度補償コンポーネント、摩擦補償コンポーネント、慣性補償コンポーネントから計算され得る。

これらの力コンポーネントを追加することによって、ウェアラブルアクティブ補助デバイスが運動を補助も妨害もしていない印象をユーザに与えるために用いられる全体的な透過的な力が決定される。

図５ａ、図５ｂ、図５ｄにより詳細にみられ得るように、各ＩＭＵは、ジャイロセンサおよび加速度センサ（特に三軸加速度センサ）を備え、ジャイロセンサおよび加速度センサは、それぞれジャイロ大腿部、加速度大腿部、ジャイロ脛部、加速度脛部、ジャイロ胴、加速度胴、ジャイロ大腿部、加速度大腿部、ジャイロ脛部、加速度脛部として指定される。これらのセンサ信号から、現在の大腿部角度および現在の脛部角度が計算され、これらの角度は、速度補償コンポーネントの決定と、膝角度および尻角度を導出することとの両方において用いられる。そして、これらの角度から、仮想尻角度および仮想脚長さがユーザ特有でないモデルに基づいて計算され、仮想テンドンの提案される長さという結果となる。

この決定を何度も繰り返し、経時的な仮想ケーブル長さの変化が計算される。

経時的な仮想ケーブル長さの変化は、現在の速度が、現在の運動を完全に補償するために必要とされる正しい速度であるか否かを決定するために、モータエンコーダ信号から導出されたモータの現在の速度と比較され得る。必要ならば、現在の速度が補正され得る。

同様にして、姿勢補償を決定するために、再度、胴角度、大腿部角度および脛部角度が用いられ、これらから膝角度がここで決定される。膝角度および胴角度は、それぞれの初期角度と比較され、その差が長さの変化を決定する。初期大腿部角度も考慮に入れられる。このようにして、現在の伸長が正しいか、または、引っ張りまたはたるみを避けるように増加させられるべきか減少させられるべきかが決定され得る。この決定の結果に依存して、現在位置に関する力コンポーネントが決定される。

最終的に、組織のコンプライアンスおよび力が付与されているときにコンプライアンスがテンドンの変位に及ぼす影響が、テンドンが人間の身体に力を付与しているときの人間の身体の組織の加圧を補償する態様で考慮に入れられることが可能であり、好ましい。

好ましいアクチュエータにおいて、アクチュエータからの回転角度エンコーダ信号をカウントするカウンタを用いてテンドンの紆曲または紆曲の解消を決定することと、例えばアクチュエータに印加される電流および／または電圧から、同時にテンドンに付与される力を推定することが可能であることが留意されるべきである。このようにして、力−テンドン長関係が確立され得、それから、組織加圧の効果等が推定され得る。そのような関係は、テンドンを引っ張ることによって、テンドンが身体に沿って導かれる経路がわずかに変化すること、およびウェアラブルアクティブ補助デバイスの織物部分が互いに対して滑るかまたはそれらの位置を幾分か変更し得ること（力−テンドン長関係のわずかな変化につながる）等を考慮に入れて、繰り返し決定され得る。挙動におけるそのようなバリエーションは、例えば図６ｂから推論され得る。精密さの目的で、図６においてエンコーダカウントへの言及がなされることが留意される。エンコーダカウントは、テンドン長に密接に関連している一方で、テンドンの紆曲または紆曲の解消に起因して、作動モータのフル回転は、フル回転がテンドンのより大きい径がほとんど完全に巻き上げられることに起因するテンドン長のより大きい変化という結果となる場合に比べて、テンドンが完全に延在される場合により小さい結果となることが理解される。それにもかかわらず、概略的パターンは、容易にみられ、コントローラ、特に特定のソフトウェアモジュールを有するマイクロプロセッサベースのコントローラにおけるそのような効果を補正することが容易である。曲線ＡＢ−ＢＣ−ＣＡに示されるように力を増加させまたは高速で減少させるために平均の挙動を導出することが可能であることが、図６ｃから見られ得る。

例えば図６ａから明らかであるように、付与される様々な最大の力が、様々な変化という結果となること、図６ａまたは図６ｂから明らかでもあるように、付与される力を増加させることは、力が減少させられるときに観測される挙動と異なる挙動という結果となること、および図６ｃと比較して、説明される効果は、異なる姿勢において異なることも理解されるであろう。したがって、概略的な挙動および／または組織加圧等の概略的な影響がモデル化され得、さらに、かつ／または代替として、姿勢の有意な変化の後最初に力が付与されるか否か、または力の付与が繰り返されるか否かを特に考慮に入れて、挙動がモデル化され得る。さらに、かつ／または代替として、所与の姿勢において現在または以前に付与された最大の力を考慮に入れて、挙動がモデル化され得る。さらに、かつ／または代替として、以前の姿勢、特に現在の姿勢の直前の姿勢（単数または複数）を考慮に入れて、挙動がモデル化され得る。図６ｄは、ユーザの硬さモデルを決定するための潜在的力プロファイルを示す。図６ｅに描写される結果は、補償され得るシステムのたるみの異なる長さをさらに示す。

モデルは、日ごとのバリエーションが発生し得ること、および現在の力−テンドン長関係を確立または推定することによってこれらのバリエーションが補償され得ることを考慮に入れて、幅広いユーザについて収集された平均データに基づき得、かつ／または単一のユーザについて、特にデバイスが着用される特定のユーザおよび特定の現在の方法について特に収集されたデータに基づき得る。従って、好ましい実施形態において、モデルは、付与されている力をテンドンの移動の測定に相関付けて決定され得、それによって、システムは、テンドンの移動を補償する（ケーブルを繰り出す）ことによってユーザの任意の潜在的高圧ポイントを考慮に入れ得ることを留意されたい。加圧されると、もちろん組織はいくらかエネルギーを吸収すること、および、これは組織をばね−ダンパーシステムとして扱う態様でモデル化され得、ばね−ダンパーシステムは、力伝達要素からエネルギーを吸収することによって制御アクション中の潜在的な不安定性を安定化することを助け、突然の補助の増加が要求されるときに安全な作動でシステムが応答することも向上させることも留意されるべきである。

制御装置は、例えばユーザのサイズと無関係な透過モードのために必要な伸長を決定するために、ユーザのサイズおよび重量とは無関係に力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられるが、上記から明らかであるように力−テンドン長関係は簡単に決定され得るので、これに対する免除が力−テンドン長関係に関して作製され得ることが留意されるべきである。

ここで、特定のサイズを有する特定のユーザのためのウェアラブルアクティブ補助デバイスの正確な挙動をモデル化することが可能であり得るが、例えば患者の脚が事故の後最初に膨れ、膨れは経時的に減少するので、モデル化は、たいてい、頻繁に再び何度も繰り返される必要があり得る数多くの測定を要求し得る。

したがって、概略的なパラメータを用いるために図２に関して説明されるような復元性要素を用いること、および、精密にテンドンのみを伸縮させることによって、ばね１３が透過モード中に完全には延在しないことが所望される。例えば患者が疲労することにより実際の補助が必要とされるときのみ、要素１４がもはやたるまないほど十分にテンドン５が短くされる。テンドン５が繰り出される必要がある距離は、本発明の透過モード中は極端に小さいので、アクティブ補助は、ほとんど即座に、かつサポートされる肢に衝撃または痙攣を引き起こすことなく提供され得る。

Claims (35)

1. ウェアラブルアクティブ補助デバイスであって、前記ウェアラブルアクティブ補助デバイスは、アクチュエータと、制御装置とを備え、前記アクチュエータは、使用時に肢補助を提供し、前記アクチュエータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助される肢に結合され、前記制御装置は、複数のセンサからの信号についての入力と、前記複数のセンサからの入力信号を処理するための信号処理ステージと、前記処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号を出力するための出力ステージとを有し、前記制御装置は、肢補助度を選択するための肢補助度選択入力をさらに有し、
   前記信号処理ステージは、前記複数のセンサによって現在検出されている運動または姿勢に対応して、伸縮させられる前記少なくとも１つの力伝達要素の伸長を継続的にモデル化し、伸縮させられる前記少なくとも１つの力伝達要素のモデル化された伸長にしたがって、かつ選択された最小肢補助度に応答して、継続的にアクチュエータ作動信号を出力するように適応させられる、ウェアラブルアクティブ補助デバイス。
2. システム応答は、人間の身体の物理的特徴、特に、前記デバイスを着用する特定のユーザの特定の物理的特徴を考慮に入れる態様で決定される、請求項１に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
3. 前記制御装置は、前記ユーザのサイズおよび重量に関係なく力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられる、請求項１または請求項２に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
4. 前記複数のセンサは、ジャイロセンサおよび／または加速度センサおよび／または磁気センサおよび／または伸縮性センサおよび／または運動センサおよび／または角度センサを備える、請求項１〜請求項３のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
5. 前記複数のセンサは、各脚の複数の肢または関節の各々に少なくとも１つのジャイロセンサおよび／または加速度センサを備える、請求項４に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
6. １つの脚の現在の力伝達要素の伸長は、両脚からのセンサ信号に応答して決定される、請求項５に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
7. 前記制御装置は、前記力伝達要素における力および／または張力を示す任意の力表示信号または張力表示信号から独立して、特にロードセルセンサ測定信号から独立して、力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられる、請求項１〜請求項６のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
8. 前記制御装置は、前記力伝達要素の摩擦および／または慣性を考慮に入れる態様で、伸縮させられる前記少なくとも１つの力伝達要素の伸長をモデル化するように適応させられる、請求項１〜請求項７のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
9. 前記肢とアクチュエータの間の復元性弾性要素、特にばねが、伸縮させられる前記力伝達要素と直列に提供され、最大可能伸長までにばねの伸長を拘束するためのリストリクタが提供される、請求項１〜請求項８のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
10. 前記復元性弾性要素は、選択された最小肢補助度において許容される最大残留力で、前記ばねが、標準化されたモデルと所与のユーザのための伸張補正との間の最大可能差以下だけ伸長させられるような復元係数を有する、請求項９に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
11. 伸縮させられる前記少なくとも１つの力伝達要素は、力伝達要素を備え、伸縮すると前記力伝達要素を巻き上げまたは巻き戻すようにリールが提供され、特に、前記アクチュエータは、ステップモータまたはブラシレスモータでもある、請求項１〜請求項１０のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
12. 前記力伝達要素は、たるみシースで導かれる、請求項１〜請求項１１のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
13. 前記アクチュエータによって伸縮させられる前記少なくとも１つの力伝達要素は、複数の関節を超えて伸張する、請求項１〜請求項１２のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
14. 最小補助度において、前記制御装置は、前記残留力が前記ユーザに知覚されないように前記伸長を維持するように適応させられる、請求項１〜請求項１３に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
15. 前記肢における前記残留力は、３０Ｎより小さい、請求項１４に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
16. 前記残留力は、２０Ｎより小さい、請求項１５に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
17. 前記残留力は、１０Ｎより小さい、請求項１６に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
18. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、０．５Ｎより大きい、請求項１４〜請求項１７のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
19. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、１Ｎより大きい、請求項１８に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
20. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、０．５Ｎと５Ｎとの間である、請求項１８に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
21. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、少なくとも運動の一部に関する、請求項１４〜請求項２０のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
22. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、周期的運動の少なくとも５０％に関する、請求項２１に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
23. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、周期的運動の少なくとも６６％に関する、請求項２２に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
24. 前記力伝達要素によって誘導される前記残留力は、周期的運動の少なくとも７５％に関する、請求項２３に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
25. 前記制御装置は、選択された最小補助度から前記最小度より高い補助度へ移行するときに、力伝達要素の１０ｃｍ以下のたるみが、前記ユーザに知覚可能な補助を提供する前に巻き上げることによって克服されることを必要とするように前記伸長をモデル化するように適応させられる、請求項１〜請求項２４のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
26. 力伝達要素の７ｃｍ以下のたるみが、前記ユーザに知覚可能な補助を提供する前に巻き上げることによって克服されることを必要とする、請求項２５に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
27. 力伝達要素の５ｃｍ以下のたるみが、前記ユーザに知覚可能な補助を提供する前に巻き上げることによって克服されることを必要とする、請求項２５に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
28. 前記アクティブ補助デバイスは、脚の活動を補助するように適応させられ、前記複数のセンサは、各脚の複数の肢または関節の各々に少なくとも１つのジャイロセンサおよび加速度センサを備える、請求項１〜請求項２７のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
29. １つの脚の現在の力伝達要素は、両脚からのセンサ信号に応答して決定される、請求項２８に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
30. 前記センサ信号に応答して、前記モデルは、前記センサ信号から現在の意図される運動を識別し、前記識別された現在の運動におけるフェーズを決定し、前記現在の運動の予期される進行にしたがって前記力伝達要素の伸長の変化をモデル化し、前記モデル化された伸長に応答してモータ作動信号を出力するように適応させられる、請求項１〜請求項２９のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
31. 前記制御装置は、活動を現在の運動として識別するように適応させられ、前記制御装置は、前記現在の活動におけるフェーズを立脚フェーズまたは遊脚フェーズとして決定し、かつ／または、足の地面との接触を決定し、かつ／または、階段の登りおよび／または上昇および／または歩行、上り坂もしくは下り坂および／または座位移行におけるフェーズを決定するように適応させられる、請求項１〜請求項３０のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイス。
32. ウェアラブルアクティブ補助デバイスのための制御装置、特に請求項１〜請求項３１のうちのいずれか一項に記載のウェアラブルアクティブ補助デバイスのための制御装置であって、
    前記ウェアラブルアクティブ補助デバイスを備えることは、アクチュエータを有し、前記アクチュエータは、肢補助を提供するように作動可能であり、前記モータによって伸縮させられる少なくとも１つの力伝達要素を介して能動的に補助されるように肢に結合させられ、
    前記制御装置は、
    複数のセンサからの信号のための入力と、
    前記信号を処理するための信号処理ステージと、
    前記処理されたセンサ信号にしたがってモータ作動信号を出力するための出力ステージと
    を有し、前記制御装置は、モデルステージを備え、モデルステージは、
    前記センサによって検出される前記ユーザの現在の運動および／または姿勢と、
    運動に対抗する前記ウェアラブルアクティブ補助デバイスの慣性および／もしくは摩擦、ならびに／または前記人間の身体の組織コンプライアンスと
    を考慮に入れて、前記ユーザによって感知可能な閾値以下の補助を保つ態様で前記少なくとも１つの力伝達要素の前記伸長をモデル化するように適応させられ、
    前記出力ステージは、前記現在のモデル化された伸長および要求される肢補助にしたがって前記モータ作動信号を出力するように適応させられる、制御装置。
33. 予め定義された力／補助プロファイルを参照することなく連続的態様で伸長コンポーネントをモデル化するように適応させられ、
    特に、最小補助透過モードで必要とされる伸張をモデル化するように適応させられる、請求項３２に記載のコントローラ。
34. 前記コントローラは、検出および／または識別される運動に応答して同時に付与される追加の伸長コンポーネントを決定するようにさらに適応させられ、前記追加の伸長は、前記透過モード伸長に同時に付与される、請求項３３に記載のコントローラ。
35. 前記検出および／または識別される運動は、歩行運動、階段を登る運動、または座位移行運動である、請求項３４に記載のコントローラ。

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