JP6112567B2 - 外骨格 - Google Patents

Description

動力付き外骨格は、例えば神経損傷を有する患者のロボット支援リハビリテーションのために使用される。そうした外骨格の関節は、ヒトの運動機能に対応する運動機能を有することが必要である。

神経損傷は、深刻な長期身体障害の主要原因である。毎年約１５００万人の人々が脳卒中を患う。米国脳卒中協会によれば、治療の初めの３ヶ月の患者当たりの費用は、約１万５千ドルである。さらに、１０％の患者において、これらの費用は３万５千ドルを超える。特に、ＥＵの国々及び日本においては、人口の高齢化に伴って、状況はますます深刻になっている。

神経障害を治療するためには身体のリハビリテーション治療が必須である。治療は、運動が反復的で高強度であり、長期間にわたり、かつ課題特異的であるときにより効果的である。しかしながら、高強度の反復治療は、関連した身体的負担及び人手による労力のために費用がかさむ。

近年、人間・機械間の相互作用の研究の最近の進歩のために、リハビリテーションに対する電気機械システムの使用が普及している。ロボット装置を用いた反復的で身体的に入り組んだリハビリテーション運動の支援は、運動療法の療法士に対する身体的負担を解消する助けとなるだけでなく、適用関連の費用を低減させる。さらに、ロボットを介したリハビリテーション療法は、患者の経過の定量的計測を可能にし、これを用いて、カスタマイズされた対話型治療プロトコルを実現することができる。リハビリテーション・ロボットは、従来の身体的リハビリテーション療法の信頼性、正確さ、及び有効性を高め、必要なときにだけ患者を支援することにより患者の能動的関与を可能にし、治療期間及び強度の容易な調節を実現可能にし、あらゆるレベルの機能障害を有する患者に適用することができ、仮想現実統合のために、強度の高い治療セッションに耐えるように患者のやる気を引き起こし、かつ仮想環境及び触覚フィードバックによる新しい治療プロトコルを実現することができる。文献においては、臨床試験を通して、従来の理学療法に優るロボット支援リハビリテーションの有益な効果が示されている。

上肢リハビリテーション装置は、３つの主要なカテゴリー、すなわち、エンドエフェクタ（ｅｎｄ−ｅｆｆｅｃｔｏｒ）型ロボット、ケーブル懸架システム、及び外骨格に分類することができる。エンドエフェクタ型リハビリテーション・ロボットは、患者との単一の相互作用点（エンドエフェクタ）を特徴とし、これらの装置の関節運動はヒトの運動に対応しない。従って、外的制約を適用して患者を束縛しなければ、そうした機構により関節専用の治療を施すことができない。さらに、これらの装置が使用されているときに、患者の代償性運動を検知することができない。他方、エンドエフェクタ型ロボットは、その単純な運動学的構造及び低価格のために有利である。

エンドエフェクタ型リハビリテーション・ロボットの周知の例は、ＭＩＴ−Ｍａｎｕｓである。ＭＩＴ−Ｍａｎｕｓは、患者の運動を支援する又はそれに抵抗するトルクを与えるための２つの接地型直接駆動モータを有するインピーダンス型ロボットである。そうした装置の別の例は、ヒトの手関節に接続するためのジンバル機構と共にアドミタンス型ロボット（ＨａｐｔｉｃＭａｓｔｅｒ）を使用するＧｅｎｔｌｅ／ｓである。Ｒｅｈａ−Ｓｌｉｄｅは、抵抗運動療法を施すように設計された別の固定台装置である。Ｒｅｈａ−Ｓｌｉｄｅは、テーブル上に水平に配置された２つのホルダを有し、前方及び後方の腕運動を可能にする。エンドエフェクタ型ロボットは、両手を使う運動を強いるためにも使用される。特に、ミラーイメージ治療を施すために、アドミタンス制御型６自由度（ｄｅｇｒｅｅ−ｏｆ−ｆｒｅｅｄｏｍ、ＤｏＦ）ＰＵＭＡロボットに基づくＭＩＭＥシステムが使用されている。

ケーブル懸架装置は、重力を補償することによって身体の上肢を動かすのを助ける。この装置は、単純な運動学的構造を有する受動的システムであり、従って、ケーブ懸架装置は低価格である。しかしながら、この装置は、治療的作業を完了する際に患者を支援するか又はそれに抵抗することしかできず、測定機能をもたない。

エンドエフェクタ型ロボットとは対照的に、外骨格は、複数の相互作用点でヒトの四肢に取り付けられ、この装置の運動はヒトの関節に対応する。その結果、外骨格は、制御されたトルクを目標とされる関節に個々に加え、これらの特定の関節の運動を、他の関節の運動から切り離して計測することが可能である。残念ながら、外骨格は、エンドエフェクタ型ロボットと比べてより複雑な運動学的構造を有するため、より高価である。さらに、外骨格を３つのカテゴリーに分類することができる。

装具が、外骨格の第１のグループを構成する。装具は、日常の作業を行う間、人々を物理的にサポートすることを目的とする。ＨＡＬ−５全身外骨格は、そうした装具の一例である（「Ｒｏｂｏｔ ｓｕｉｔ ＨＡＬ」、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｃｙｂｅｒｄｙｎｅ．ｊｐ／ｅｎｇｌｉｓｈ／ｒｏｂｏｔｓｕｉｔｈａｌ／ｉｎｄｅｘ．ｈｔｍｌ）。そうした装具の別の例は、Ｍｙｏｍｏロボット（「Ｍｙｏｍｏ」、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｍｙｏｍｏ．ｃｏｍ／ｍｙｏｍｏ＿ｐｒｏｄｕｃｔ＿ｓｔｒｏｋｅ＿ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ＿ａｒｍ＿ｂｒａｃｅ＿ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ＿ｏｖｅｒｖｉｅｗ．ａｓｐ）で、肘装具である。別の周知の装具は、Ｒｅｗａｌｋｅｒ（Ａ．Ｇｏｆｆｅｒによる「Ｇａｉｔ−ｌｏｃｏｍｏｔｏｒ ａｐｐａｒａｔｕｓ」と題する特許文献１）である。Ｍｙｏｍｏとは対照的に、Ｒｅｗａｌｋｅｒ装具は、歩行運動の際にユーザをサポートするために、下肢専用に作られる。

第２のグループは、増強用外骨格で構成される。このロボットは、健康なユーザのために設計され、ユーザが、大きな筋力を必要とする重要な作業を達成するのを助けることを目的とする。このグループの初期の典型の１つは、ＥｘｏｓＡｒｍＭａｓｔｅｒ（Ｖ．Ｂｉｎ Ｍａｓｓｉｅ、Ｔｈｏｍａｓ ＡＮ．Ｈ．；Ｖａｙｎｅｒによる「Ｓｅｎｓｏｒｙ ｆｅｅｄｂａｃｋ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ａｒｍｍａｓｔｅｒ」と題する特許文献２）であり、５ＤｏＦを有する上肢外骨格である。増強用外骨格の別の例は、ＢＬＥＥＸ（非特許文献１）である。ＥｘｏｓＡｒｍＭａｓｔｅｒとは対照的に、ＢＬＥＥＸは、起伏の多い地形で長時間作業をする人々の筋力を増強するために開発された下肢外骨格である。人間増強（ｈｕｍａｎ ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）のために設計された別の外骨格は、ＸＯＳ２ロボット（「ＸＯＳ２ Ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ」、ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｒａｙｔｈｅｏｎ．ｃｏｍ／ｎｅｗｓｒｏｏｍ／ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ／ｒｔｎｏ８＿ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ／）である。ＢＬＥＥＸと同様に、ＸＯＳ２は、身体的に難しい作業のためにも設計されているが、これは上半身用のものである。

最後に、外骨格の第３のグループは、特にリハビリテーション用に設計されている。他の２つのグループとは異なり、リハビリテーション・ロボットは、臨床用途のために設計されている。従って、このグループのロボットの殆どは、固定台の上に設置されて動かない。

ヒトの関節軸とロボットの軸の対応関係は、リハビリテーション用の外骨格を設計する際の必須の基準である。リハビリテーション用外骨格の起こり得る調心不良（ｍｉｓａｌｉｇｎｍｅｎｔ）が、不快感又は痛みをもたらすことがあり、関節の脱臼をもたらすことさえあり得る。ロボットの関節軸をヒトの軸に適合するように調節することは、貴重な治療期間のうちの１０−１５分を費やし得る冗長な過程である。関節の調心不良をもたらす３つの主な理由がある。第１に、ヒトの関節は、簡単な回転関節としてモデル化することができない。例えば、肩関節は、３つの回転ＤｏＦに加えて、追加の２つの並進ＤｏＦ運動を有する（図１を参照されたい）。２つの並進ＤｏＦの分離した運動に加えて、肩の垂直並進は、関節の上方回転（ｅｌｅｖａｔｉｏｎａｌ ｒｏｔａｔｉｏｎ）と蜜に結合されている。この結合は、肩甲上腕リズムとして知られる（図２を参照されたい）。第２に、ヒト関節の正確な位置は、特別なイメージング技術を使わずに外部から判断することはできない。肉眼での骨の位置の観察は、関節の可能な調心についての基本的な考えを与えることしかできない。関節の正確な動きは、肩甲骨のサイズ及び向き、関節表面の形状、並びに靱帯、被膜及び腱によって課せられる制約に依存するので、ヒトの間で幅広いバリエーションを示す。最後に、外骨格上のヒトの四肢の配置は、治療セッションによって変化することがあり、これらの変化が知られている場合でも、依然として関節の再調心を完全にする必要がある。

リハビリテーション用外骨格の周知の例はＡＲＭｉｎロボット（非特許文献２）である。このロボットの第１のバージョン、ＡＲＭｉｎ Ｉは、エンドエフェクタ型肩機構に取り付けられた外骨格肘及び前腕ロボットから構成される。ＡＲＭｉｎ Ｉの肩機構は３ＤｏＦの球面関節としてモデル化される。ヒトの肩は５ＤｏＦを有するので、ＡＲＭｉｎ Ｉは、患者に人間工学的動作を課すことができない。このロボットの次のバージョン、ＡＲＭｉｎ ＩＩ（非特許文献３）は、追加の垂直並進ＤｏＦを肩関節に含ませることによって人間工学的問題を劇的に低減させている。他方、付加的なＤｏＦにより、ロボットの運動学的複雑さが増大する。最後のバージョン、ＡＲＭｉｎ ＩＩＩ（非特許文献４）において、肩関節は、受動ロボット要素を排除することにより簡略化され、肩関節の円運動により人間工学的運動が達成される。ＡＲＭｉｎ ＩＩＩはより簡単な運動学的構造を有するので、ＡＲＭｉｎ ＩＩと比べて費用が低減し、従って、ロボットの人間工学（ｅｒｇｏｎｏｍｙ）も低下する。結果として、ＡＲＭｉｎ ＩＩＩは、ヒトの関節に十分に対応することができない。

人間工学的肩関節は、ＭＧＡ外骨格ロボット（非特許文献５）の主要な設計基準である。ＡＲＭｉｎ ＩＩＩと同様に、ＭＧＡ外骨格も、人間工学を維持するための円形路上の肩運動をモデル化する。特に、ＭＧＡ外骨格は、球面関節を形成する３つのアクチュエータと直列に追加の作動回転関節を使用することによって、肩甲骨回転への能動的調心を可能にする。このように、ＭＧＡ外骨格は、ヒトの肩の全ての５ＤｏＦの運動を考慮することができず、結果として生じる肩運動が実際の肩運動を密接に近似するように、患者ごとにリンクの長さを調整することが必要である。

非特許文献６は、分離した肩運動を有する上肢外骨格ロボットの開発について記載する。このロボットの肩は、６ＤｏＦの運動学的構造を用いて設計され、追加のＤｏＦの助けにより、様々な患者に対する肩の人間工学が維持される。他方、追加のＤｏＦは、ロボットに運動力学的複雑さを生じさせ、肩機構の設置面積及び重量を増加させる。

Ｄａｍｐａｃｅ外骨格は、肩甲上腕の可動化を考慮するための受動調心機構を用いた完全に受動的なブレーキ・ベースのハビリテーション・ロボットである（非特許文献７）。このロボットは、４つの制御されたＤｏＦを有し、３つのＤｏＦは肩に対するもので、１つのＤｏＦは肘に対するものである。しかしながら、肩上に、肩甲上腕リズムを考慮することができる２ＤｏＦの自動調心機構（ｓｅｌｆ−ａｌｉｇｎｍｅｎｔ ｍｅｃｈａｎｉｓｍ）も存在する。さらに、Ｄａｍｐａｃｅは、ユーザによってロボット重量のごく一部だけを伝えることを可能にする受動的重力補償機構を有する。

Ｌｉｍｐａｃｔ（非特許文献８）は、Ｄａｍｐａｃｅの機械設計に基づいた能動的外骨格である。この外骨格は、肩関節のための受動的調整を特徴とし、油圧作動式である。受動的調心機構は、肩甲上腕可動化運動の際に患者を支援する／患者に抵抗することができない。さらに、こうした機構は大きい力に耐えることができない。

関節との対応関係に加えて、外骨格の重量を最小にすることが活発な研究テーマとなっている。Ｌ−ｅｘｏｓロボットは、ケーブル駆動式作動システムを用いて、ロボットのモータを外骨格の外部に配置して重量を減らす（非特許文献９）。

Ｌ−ｅｘｏｓと同様に、ＣＡＤＥＮ−７は、別のケーブル駆動式外骨格である（特許文献１０）。軽量及び高バックドライバビリティ（ｂａｃｋｄｒｉｖｅａｂｉｌｉｔｙ）に関して、ＣＡＤＥＮ−７は、手関節機構上に付加的な関節を有するＬ−ｅｘｏｓとは異なり、これに対応して、より広範囲の運動が可能である。

上肢リハビリテーション・ロボットの別の例は、Ｔ−ＷＲＥＸ（非特許文献１１）である。Ｔ−ＷＲＥＸロボットは、肩関節を作動させるための２つのモータを有し、第３のモータが、肩機構全体を円形軌道で動かすように直列に取り付けられる。全体で、ロボットの肩関節は４ＤｏＦで構成され、そのうちの２つが結合され、従って、このロボットは、全患者についてのヒトの肩には完全に対応しない。

ＳＡＭ外骨格は、軽量であることに加えて、可動度を管理する（非特許文献１２）。このロボットは７ＤｏＦ機構であり、このうち３ＤｏＦが肩関節運動に割り当てられる。従って、ＳＡＭは可動度を与えるが、人間工学療法のために関節の対応関係を維持することができない。リハビリテーション用外骨格の別の考慮事項は、高剛性を達成することである。

４ＤｏＦを有するＡＢＬＥ外骨格は、ロボットのハンド・モジュールに作用する大きい力を支えるように設計される（非特許文献１３）。ロボットの腕全体が４ＤｏＦとしてモデル化されるので、このロボットは、関節の調心を完全に維持することはできない。

肩関節の場合のように、生物医学的研究は、膝関節の回転軸も、膝の屈曲及び伸展の際に著しく並進運動することを示す。前後方向並進運動（ａｎｔｅｒｉｏｒ−ｐｏｓｔｅｒｉｏｒ ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ）と呼ばれる関節軸の並進運動が、図４に示される。膝の運動学的モデルは、前後方向並進運動が健康な人間の場合１９ｍｍを超え得ることを示唆する（非特許文献１４）。並進運動の量は、屈曲及び伸展角度と共に変化し、骨のサイズ及び向き、並びに関節表面の形状に大きく依存するため、一人一人に特有のものである。さらに、実際には、身体の外からヒトの正確な関節中心を判断できないため、ヒトの関節とロボット軸との調心を正確に行うことはできない。

幾つかの最近の研究は肩関節の複雑な運動に集中してきたが、前後方向並進運動に適応することができる、膝関節用の下肢外骨格又は関節専用のリハビリテーション装置は存在しない。最も一般的な下肢リハビリテーション・ロボットであるＬｏｋｏｍａｔ（非特許文献１５及び非特許文献１６）は、その膝関節にＤＣモータ駆動式の簡単な回転関節を用いている。別の周知の歩行リハビリテーション・ロボットであるＬＯＰＥＳ歩行トレーナ（非特許文献１７）は、可変剛性の膝関節を可能にするために拮抗作動を伴う直列弾性を利用し、ヒトの膝の運動を純回転運動としてモデル化する。膝運動のための関節専用の携帯型機構であるＥＲＦ膝（非特許文献１８）は、同じく膝の単純なヒンジ・モデルを用いる電気粘性流体（ｅｌｅｃｔｒｏ−ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａｌ ｆｌｕｉｄ）ベースの回転型アクチュエータを用いて構成される。能動的リハビリテーション・ロボットとは異なり、膝の複雑な運動が広く認識されており、そうした運動は、殆どの補綴及び装具装置の設計に組み込まれている。例えば、Ｊａｉｐｕｒ膝（「Ｊａｉｐｕｒ ｋｎｅｅ」、ｈｔｔｐ：／／ｒｅｍｏｔｉｏｎｄｅｓｉｇｎｓ．ｏｒｇ／ｊａｉｐｕｒｋｎｅｅ．ｈｔｍｌ）は、切断患者のために設計された人工膝であり、運動中に回転の中心を変化させることにより、ヒトの膝の運動を模倣する。同様に、自動調整式装具が、膝関節のリハビリテーションのために提案されている（非特許文献１９）。これらは受動的装置であり、患者がリハビリテーション運動を完了するのを助けるために能動的に介入することはできない。

米国特許第７，１５３，２４２号明細書 国際公開第１９９５／０３２８４２号明細書

Ａ．Ｚｏｓｓ、Ｈ．Ｋａｚｅｒｏｏｎｉ及びＡ．Ｃｈｕ著、「Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ｔｈｅ ｂｅｒｋｅｌｅｙ ｌｏｗｅｒ ｅｘｔｒｅｍｉｔｙ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ（ＢＬＥＥＸ）」、Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ、ＩＥＥＥ／ＡＳＭＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ、１１巻、第２号、１２８−１３８頁、２００６年 Ｔ．Ｎｅｆ、Ｍ． Ｍｉｈｅｌｊ、Ｇ．Ｋｉｅｆｅｒ、Ｃ．Ｐｅｒｎｄｌ、Ｒ．Ｍｕｌｌｅｒ及びＲ．Ｒｉｅｎｅｒ著、「ＡＲＭｉｎ−Ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｆｏｒ ａｒｍ ｔｈｅｒａｐｙ ｉｎ ｓｔｒｏｋｅ ｐａｔｉｅｎｔｓ」、Ｒｅ−ｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ、２００７．ＩＣＯＲＲ ２００７． ＩＥＥＥ １０ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、６８−７４頁、２００７年 Ｍ．Ｍｉｈｅｌｊ、Ｔ．Ｎｅｆ及びＲ．Ｒｉｅｎｅｒ著、「ＡＲＭｉｎ ＩＩ−７ＤｏＦ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｒｏｂｏｔ：ｍｅｃｈａｎｉｃｓ ａｎｄ ｋｉｎｅｍａｔｉｃｓ」、Ｒｏｂｏｔｉｃｓ ａｎｄ Ａｕｔｏｍａｔｉｏｎ、２００７ ＩＥＥＥ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、４１２０−４１２５頁、２００７年 Ｔ．Ｎｅｆ、Ｍ．Ｇｕｉｄａｌｉ及びＲ．Ｒｉｅｎｅｒ著、「ＡＲＭｉｎ ＩＩＩ−Ａｒｍ ｔｈｅｒａｐｙ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｗｉｔｈ ａｎ ｅｒｇｏｎｏｍｉｃ ｓｈｏｕｌｄｅｒ ａｃｔｕａｔｉｏｎ、Ａｐｐｌｉｅｄ Ｂｉｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ、６巻、第２号、１２７−１４２頁、２００９年 Ｃ．Ｃａｒｉｇｎａｎ、Ｍ．Ｌｉｓｚｋａ及びＳ．Ｒｏｄｅｒｉｃｋ著、「Ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ａｎ ａｒｍ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｗｉｔｈ ｓｃａｐｕｌａ ｍｏｔｉｏｎ ｆｏｒ ｓｈｏｕｌｄｅｒ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」、Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ、２００５．ＩＣＡＲ’０５． Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、１２ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、５２４−５３１頁、２００５年 Ｗ．Ｃｈｅｎ、Ｃ．Ｘｉｏｎｇ、Ｒ．Ｓｕｎ及びＸ．Ｈｕａｎｇ著、「Ｏｎ ｔｈｅ ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｒｏｂｏｔ ｗｉｔｈ ｅｒｇｏｎｏｍｉｃ ｓｈｏｕｌｄｅｒ ａｃｔｕａｔｉｏｎ ｍｅｃｈａｎｉｓｍ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ２ｎｄ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ、ｓｅｒ．ＩＣＩＲＡ’０９．Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ、１０９７−１１１０頁、２００９年 Ａ．Ｓｔｉｅｎｅｎ、Ｅ．Ｈｅｋｍａｎ、Ｆ．Ｖａｎ ｄｅｒ Ｈｅｌｍ、Ｇ．Ｐｒａｎｇｅ、Ｍ．Ｊａｎｎｉｎｋ、Ａ．Ａａｌｓｍａ及びＨ．Ｖａｎ ｄｅｒ Ｋｏｏｊｉ著、「ＤＡＭＰＡＣＥ：Ｄｙｎａｍｉｃ ｆｏｒｃｅ−ｃｏｏｒｄｉｎａｔｉｏｎ ｔｒａｉｎｅｒ ｆｏｒ ｔｈｅ ｕｐｐｅｒ ｅｘｔｒｅｍｉｔｉｅｓ」、Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ、２００７、ＩＣＯＲＲ ２００７、ＩＥＥＥ １０ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、８２０−８２６頁、２００７年 Ａ．Ｓｔｉｅｎｅｎ、Ｅ．Ｈｅｋｍａｎ、Ｈ．ｔｅｒ Ｂｒａａｋ、Ａ．Ａａｌｓｍａ、Ｆ．Ｖａｎ ｄｅｒ Ｈｅｌｍ及びＨ．Ｖａｎ ｄｅｒ Ｋｏｏｊｉ著、「Ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ａ ｒｏｔａｔｉｏｎａｌ ｈｙｄｒｏｅｌａｓｔｉｃ ａｃｔｕａｔｏｒ ｆｏｒ ａ ｐｏｗｅｒｅｄ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｆｏｒ ｕｐｐｅｒ ｌｉｍｂ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」、Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ、５７巻、第３号、７２８−７３５頁、２０１０年 Ａ．Ｆｒｉｓｏｌｉ、Ｍ．Ｂｅｒｇａｍａｓｃｏ、Ｍ．Ｃａｒｂｏｎｃｉｎｉ及びＢ．Ｒｏｓｓｉ著、「Ｒｏｂｏｔｉｃ ａｓｓｉｓｔｅｄ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｉｎ ｖｉｒｔｕａｌ ｒｅａｌｉｔｙ ｗｉｔｈ ｔｈｅ Ｌ−ＥＸＯＳ」、Ｓｔｕｄ Ｈｅａｌｔｈ Ｔｅｃｈｎｏｌ Ｉｎｆｏｒｍ、１４５巻、４０−５４頁、２００９年 Ｊ．Ｐｅｒｒｙ、Ｊ．Ｒｏｓｅｎ及びＳ．Ｂｕｒｎｓ著、「Ｕｐｐｅｒ−ｌｉｍｂ ｐｏｗｅｒｅｄ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｄｅｓｉｇｎ」、Ｍｅｃｈａｔｒｏｎｉｃｓ、ＩＥＥＥ／ＡＳＭＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ、１２巻、第４号、４０８−４１７頁、２００７年 Ｒ．Ｓａｎｃｈｅｚ、Ｊ．Ｌｉｕ、Ｓ．Ｒａｏ、Ｐ．Ｓｈａｈ、Ｒ．Ｓｍｉｔｈ、Ｔ．Ｒａｈｍａｎ、Ｓ．Ｃｒａｍｅｒ、Ｊ．Ｂｏｂｒｏｗ及びＤ．Ｒｅｉｎｋｅｎｓｍｅｙｅｒ著、「Ａｕｔｏｍａｔｉｎｇ ａｒｍ ｍｏｖｅｍｅｎｔ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｆｏｌｌｏｗｉｎｇ ｓｅｖｅｒｅ ｓｔｒｏｋｅ：Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｅｘｅｒｃｉｓｅｓ ｗｉｔｈ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｆｅｅｄｂａｃｋ ｉｎ ａ ｇｒａｖｉｔｙ−ｒｅｄｕｃｅｄ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔ」、Ｎｅｕｒａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ、１４巻、第３号、３７８−３８９頁、２００６年 Ｐ．Ｌｅｔｉｅｒ、Ｍ．Ａｖｒａａｍ、Ｓ．Ｖｅｉｌｌｅｒｅｔｔｅ、Ｍ．Ｈｏｒｏｄｉｎｃａ、Ｍ．Ｄｅ Ｂａｒｔｏｌｏｍｅｉ、Ａ．Ｓｃｈｉｅｌｅ及びＡ．Ｐｒｅｕｍｏｎｔ著、「ＳＡＭ：Ａ７−ＤｏＦ ｐｏｒｔａｂｌｅ ａｒｍ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｗｉｔｈ ｌｏｃａｌ ｊｏｉｎｔ ｃｏｎｔｒｏｌ」、Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｒｏｂｏｔｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ、ＩＲＯＳ ２００８、ＩＥＥＥ／ＲＳＪ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、３５０１−３５０６頁、２００８年 Ｐ．Ｇａｒｒｅｃ、Ｊ．Ｆｒｉｃｏｎｎｅａｕ、Ｙ．Ｍｅａｓｓｏｎ及びＹ．Ｐｅｒｒｏｔ著、「ＡＢＬＥ，ａｎ ｉｎｎｏｖａｔｉｖｅ ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ ｅｘｏｓｋｅｌｅｔｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ ｕｐｐｅｒ−ｌｉｍｂ」、Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｒｏｂｏｔｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ、２００８、ＩＲＯＳ ２００８、ＩＥＥＥ／ＲＳＪ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、１４８３−１４８８頁、２００８年 Ｙ．Ｌｉ、Ｊ．Ｈｕｅｇｅｌ、Ｖ．Ｐａｔｏｇｌｕ及びＭ．Ｏ’Ｍａｌｌｅｙ著、「Ｐｒｏｇｒｅｓｓｉｖｅ ｓｈａｒｅｄ ｃｏｎｔｒｏｌ ｆｏｒ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｉｎ ｖｉｒｔｕａｌ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔｓ」、ＥｕｒｏＨａｐｔｉｃｓ ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、２００９ ａｎｄ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ ｏｎ Ｈａｐｔｉｃ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ ｆｏｒ Ｖｉｒｔｕａｌ Ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔ ａｎｄ Ｔｅｌｅｏｐｅｒａｔｏｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ．Ｗｏｒｌｄ Ｈａｐｔｉｃｓ ２００９、Ｔｈｉｒｄ Ｊｏｉｎｔ、３３２−３３７頁、２００９年 Ｒ．Ｒｉｅｎｅｒ、Ｌ．Ｌｕｅｎｅｎｂｕｒｇｅｒ及びＧ．Ｃｏｌｏｍｂｏ著、「Ｈｕｍａｎ−Ｃｅｎｔｅｒｅｄ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ Ａｐｐｌｉｅｄ ｔｏ Ｇａｉｔ Ｔｒａｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ」、Ｖｅｔｅｒａｎｓ Ａｄｍｉｎ、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ａｎｄ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ、２００６年 Ｇ．Ｃｏｌｏｍｂｏ、Ｍ．Ｊｏｅｒｇ、Ｒ．Ｓｃｈｒｅｉｅｒ及びＶ．Ｄｉｅｔｚ著、「Ｔｒｅａｄｍｉｌｌ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｏｆ ｐａｒａｐｌｅｇｉｃ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｕｓｉｎｇ ａ ｒｏｂｏｔｉｃ ｏｒｔｈｏｓｉｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ａｎｄ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ、３７巻、第６号、６９３−７００頁、２０００年 Ｊ．Ｆ．Ｖｅｎｅｍａｎ著、「Ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｇａｉｔ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｒｏｂｏｔ ｌｏｐｅｓ」、Ｐｈ．Ｄ．ｄｉｓｓｅｒｔａｔｉｏｎ、Ｅｎｓｃｈｅｄｅ、２００７年１２月（ｈｔｔｐ：／／ｄｏｃ．ｕｔｗｅｎｔｅ．ｎｌ／５８０９３／から入手可能） Ｃ．Ｍａｖｒｏｉｄｉｓ他著、「Ｓｍａｒｔ ｐｏｒｔａｂｌｅ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｄｅｖｉｃｅｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ＮｅｕｒｏＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｎｄ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ、２巻、第１号、１８頁、２００５年（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｊｎｅｕｒｏｅｎｇｒｅｈａｂ．ｃｏｍ／ｃｏｎｔｅｎｔ／２／１／１８から入手可能） Ｖ．Ｃｈａｉ、Ｐ．Ｂｉｄａｕｄ、Ｖ．Ｈａｙｗａｒｄ及びＦ．Ｇｏｓｓｅｌｉｎ著、「Ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ｓｅｌｆ−ａｄｊｕｓｔｉｎｇ ｏｒｔｈｏｓｅｓ ｆｏｒ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ １４ｔｈ ＩＡＳＴＥＤ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｒｏｂｏｔｉｃｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ、２１５−２２３頁、２００９年 Ｍ．Ａ．Ｃｈａｃｅ著、「Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ａｎｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｖｅｃｔｏｒ ｍａｔｈｅｍａｔｉｃｓ ｆｏｒ ｋｉｎｅｍａｔｉｃ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ」、Ｐｈ．Ｄ．ｄｉｓｓｅｒｔａｔｉｏｎ、Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｍｉｃｈｉｇａｎ、１９６４年 Ｂ．Ｈ．Ｋａｎｇ、Ｊ．−Ｙ．Ｗｅｎ、Ｎ．Ｄａｇａｌａｋｉｓ及びＪ．Ｇｏｒｍａｎ著、「Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ｐａｒａｌｌｅｌ ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ ｗｉｔｈ ｆｌｅｘｕｒｅ ｊｏｉｎｔｓ」、Ｒｏｂｏｔｉｃｓ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ、２１巻、第６号、１１７９−１１８５頁、２００５年

上述の問題は、請求項１による外骨格によって解決される。
特定的には、これは、エンドエフェクタ・マウントを介して、ヒトの関節と直接的又は間接的に相互作用する関節要素を含み、エンドエフェクタ・マウントは、平面内の任意の平面平行運動を行うように配置され、関節要素のボディに対するエンドエフェクタ・マウントの重ね合わせた並進及び回転運動を可能にする、ヒト用の外骨格によって解決される。外骨格のそうした設定により、関節軸の、すなわち外骨格の関節とヒトの関節の優れた調整が可能になり、同時の並進及び回転運動を保証する。特定的には、外骨格は、身体への外骨格の装着における違い及び患者の解剖学的相違とは無関係に、ヒトの関節の運動に対して自動調心される。

関節要素は、並列機構（ｐａｒａｌｅｌｌ ｍｅｃｈａｎｉｓｍ）、好ましくは３−ＲＰＲ、３−ＲＲＲ、３−ＰＲＲ、３−ＲＲＰ、又は３−ＰＲＰ機構を含むことが好ましい。そうした並列機構は、平面内の任意の運動及び回転を可能にし、エンドエフェクタ・マウントの所望の運動を可能にする。

好ましくは、エンドエフェクタ・マウントは、少なくとも３つの並進軸を含み、この軸は、エンドエフェクタ・マウントに剛結合され、エンドエフェクタの任意の平面平行運動の平面に平行に配置され、かつ、互いにある角度を有するように配置される。

好ましい実施形態において、エンドエフェクタは３つの並進軸を含み、２つの軸の間の角度は１００°−１４０°、好ましくは１２０°である。３つの軸の使用により、エンドエフェクタ・マウントの幾何学的に定義された運動が保証されると同時に、摩擦が最小になる。さらに、軸の間の角度範囲が、この運動の定義及び摩擦の改善をサポートする。

外骨格の関節要素は、これと相互作用するヒトの関節に対して自動調心することが好ましい。このことは、現在のリハビリテーション装置を扱うときに必要な調整に比べて位相の設定を著しく短くすることができるので、本発明の装置の重要な利点の１つである。

好ましくは、軸はそれぞれリニア軸受によって案内され、このリニア軸受は、ボディに対して１つ又はそれ以上の円形路上を独立して移動可能であり、円形路は、エンドエフェクタ・マウントの任意の平面平行運動の平面に平行に配置される。関節要素のこの構成は、エンドエフェクタ・マウントの平面内の任意の平面平行運動を可能にするための改善された運動学をもたらす。

リニア軸受は、１つの共通の円形路に沿って移動可能であることが好ましい。これにより、コンパクトな構成がもたらされるが、異なる円形路を考えることもでき、例えば、エンドエフェクタ・マウントの範囲は、特に一方向にのみ増大される。

好ましくは、外骨格のリニア軸受が、それぞれ、円形路に対して回転軸受により支持され、回転軸受の回転軸は、エンドエフェクタ・マウントの任意の平面平行運動の平面に垂直に配置される。

この軸は、リニア軸受の対応する開口部内に支持される直線リンクを含むことが好ましい。回転軸受は、同心リングに接続されることが好ましい。

外骨格のリニア軸受の１つ又はそれ以上、又は全ては、好ましくは同心リングを駆動するそれぞれのモータにより、円形路に沿って能動的に独立して駆動されることが好ましい。このように、ヒトの関節は、重ね合わせた並進及び回転運動を含む自然な複雑さで能動的に動くことができる。

別の実施形態において、外骨格のリニア軸受の１つ又はそれ以上、又は全ては、好ましくは同心リングを駆動するケーブル・ベースのアクチュエータにより、円形路に沿って能動的に独立して駆動される。電気モータ、ケーブル、ばね、油圧等を含む、異なる作動及び伝達方法が可能である。

別の実施形態において、関節要素は、平面平行運動の平面内のヒトの関節の運動によりリニア軸受の１つ又はそれ以上、又は全てを駆動するように外骨格のエンドエフェクタ・マウントを配置することによって、受動的に駆動される。従って、関節要素は、ヒトの関節の並進運動によって受動的に動かすことを可能にする。これを用いて、ヒトの関節の可能な運動又は力、又はその両方を計測すること、又は、外骨格によってヒトの運動に対する抵抗を加えることができる。

１つ又はそれ以上、又は全てのリニア軸受が、ばねのような抵抗要素による抵抗を受けることが好ましい。これらの抵抗要素により、外骨格は、例えば、荷重下で計測する計測装置、又は訓練装置として使用することができる。

外骨格は、誘起されるリニア軸受の運動に対して抵抗をかけるための加付与手段を含むことが好ましい。これらの手段も同様に診断のために役立ち得るが、特に訓練のためにも役立ち得る。特定の実施形態において、外骨格は、ヒトの関節に対して又はこれによりかけられる力／トルクを計測するための、エンドエフェクタ・マウントに取り付けられた力／トルクセンサを含む。

１つ又はそれ以上のリニア軸受が能動的に独立して駆動され、残りのリニア軸受が、ばね又はブレーキのような抵抗要素による抵抗を受けることが好ましい。この実施形態において、いくつかの自由度が作動され、他の自由度は、ばね又はブレーキなどによる抵抗を受ける。

外骨格は、ヒトの関節の運動、力、又はそれらの関係を計測又は記録するための計測装置をさらに含むことが好ましい。これは、診断目的のため、及びリハビリテーション中の経過の測定のために有用である。ヒトの関節運動とヒトの関節力との間の関係を計測することにより、インピーダンス／緊張のような症例の計測が可能になる。

前述の問題は、ヒトの関節の能動的な運動のため、及び／又はヒトの関節の移動度を計測するため、及び／又はヒトのかけられた関節力を計測するため、及び／又はヒトの関節運動とヒトの関節力との間の関係を計測するため、及び／又はヒトの関節の運動に対する抵抗の受動的付与のために、上で定められた外骨格を用いることによっても解決される。

以下に、添付図面を参照して本発明の好ましい実施形態が開示される。

肩及び肘の運動を示す。 肩の肩甲上腕リズムを示す。 肩−肘外骨格として用いられる、本発明による外骨格の一実施形態の概念設計を示す。 膝関節の屈曲／伸展運動の際の前後方向並進運動の概略図である。 ヒトの膝に取り付けられた本発明による外骨格の一実施形態の部分を示す。 用いられる軸及び角度を示す、図５の外骨格の関節要素の一実施形態を示す。 図６の関節要素の実施形態を上面図で示す。 図６の関節要素の実施形態を側面図で示す。この実施形態は、ベルト駆動式動力伝達装置を用いて内部で駆動される３つの同心リングを使用する。このリングは、アルミニウム製の特注ブラケット及びテフロン（登録商標）製ボールローラを用いて支持され調心される。 組み込み型力／トルクセンサを有する、本発明による外骨格の関節要素の別の実施形態を示す。加えられる力／トルクを計測するために、３つのロードセル及び１つのトルクセルがエンドエフェクタに取り付けられる。 直列弾性作動の自動調心関節要素を有する、本発明による外骨格の関節要素の別の実施形態を示す。加えられる力／トルクを推定するために、エンドエフェクタ・マウントに取り付けられた順応性機構（の撓みが計測される。 ケーブルアクチュエータを介して可変インピーダンス拮抗作動の自動調心関節要素を有する、本発明による外骨格の関節要素の別の実施形態を示す。 インピーダンス制御アーキテクチャのブロック図である。 膝関節についての典型的な軌道を用いてテストされた制御装置の位置追跡性能を示す。位置追跡性能をテストするために用いられる経路は、膝関節脛骨の並進運動の大まかな可視化である。所望の経路において、膝関節の中心は、９０°の膝伸展中に１５ｍｍまで並進する。 本発明による外骨格の実施形態の、関節要素として用いることができる６つの異なる並列機構の概略図を示す。 ケーブル・ベースのアクチュエータにより駆動される関節要素の、詳細な前面図Ｄを含む３次元図を示す。

以下に、図面を参照して、人間用の外骨格の好ましい実施形態を説明する。１つの実施形態の特徴は、該当する場合には、他の実施形態にも用いることができる。

外骨格１は、これらに限定されるものではないが、膝、肩、股関節／骨盤、足関節、及び脊椎を含む、多くのヒトの関節に用いることができる。

ａ．３−ＤｏＦ自動調心型関節要素の設計
一般に、並列機構は、図１３に示される６つのバリエーションで、本発明による外骨格１のための関節要素２を実装するための基礎となる機構として用いることができる。リハビリテーション、ヒトの増強、ヒトの計測及び他の多くの目的のための外骨格１における運動学の使用は、人間工学、関節運動の大きな可動域、関節回転と共に関節の並進を伝える及び計測する能力を保証し、較正の必要性がないことによる取り付けの容易さ及び他の多くの利点を可能にする。もちろん、この外骨格は、動物にも使用できることに留意されたい。

３−ＲＲＰ機構は、回転軸が固定されない関節の複雑な運動をカバーするのに必要な全ての運動を維持することができるので、自動調心型関節要素を実装するための基礎となる機構として好ましい。特に、３−ＲＲＰ平面並列機構は３ＤｏＦを有し、平面内の並進運動及び垂直軸に沿った回転を含む。近接した運動学的連鎖を有する運動学的構造のせいで、３−ＲＲＰ機構は、直列の対応物と比べた場合、高帯域幅及び高い位置決め精度を特徴とする。さらに、３−ＲＲＰ機構の作業空間は広い回転範囲をカバーし、これは、屈曲及び伸展運動中に回転が典型的には１８０°を超える肩関節の実装に必要なことである。３−ＲＲＰは、３つの関節を含み、この３つの関節の各々が２つの異なる回転軸の周りの回転を可能にし、かつ、１つのプリズム軸に沿った移動を可能にすることを意味している。下線は、１つの回転軸が作動されることを示す。図６、図７Ａ及び図７Ｂに示される例において、３−ＲＲＰ機構は、それぞれ３つの関節（軸受１０、２０、３０）によって案内される３つの軸１６、２６、３６を含み、これらの３つの関節は、それぞれ点Ｏを通る垂直軸の周りに回転し、軸受１０、２０、３０の円形路１４、２４、３４を生じさせ（「Ｒ」）、さらに、垂直回転軸受１２、２２、３２の周りに回転し（「Ｒ」）、最後に、軸受１０、２０、３０の内部のリンク１７、２７、３７の直線変位（「Ｐ」）を可能にする。リンク１７、２７、３７は、それぞれの軸１６、２６、３６と同一直線上にある。

図６に見られるように、関節要素２内に用いられる３−ＲＲＰ機構は、５つの剛性ボディ３、１８、２８、３８及び１つの対称ボディ４から構成される。ボディ３は固定フレームを表し、ボディ１８、２８、３８は、点Ｏの周りに固定されたリンクを中心に単純回転し、一方、対称エンドエフェクタ取付台４が、それぞれ点Ｐ、Ｑ及びＲにおいて連結されたリニア軸受１０、２０、３０及び回転軸受１２、２２、３２を通してボディ１８、２８、３８に取り付けられる。共通の面外単位ベクトルが、

によって表され、各ボディの基底ベクトルが図６に示される。図中、点Ｏはボディ３内に固定され、点Ｐはボディ２８内に固定され、点Ｑはボディ１８内に固定され、点Ｒはボディ３８内に固定され、点Ｚはエンドエフェクタ・マウント４に固定される。

この機構の寸法は以下のように定められる。固定距離ＯＰはｌ_１として定められ、ＯＱはｌ_２として定められ、ＯＲはｌ_３として定められ、他方、距離ＺＰはｓ_１として定められ、ＺＱはｓ_２として定められ、ＺＲはｓ_３として定められる。線ｌと

ベクトルの間の角度はｑ_１であり、ｌと

の間の角度はｑ_２であり、ｌと

の間の角度はｑ_３である。全ての角度は反時計周りに計測されるときに正である。

運動学的解析のために、本機構への入力は、角度ｑ_１、ｑ_２及びｑ_３（すなわち、リンクＳ、Ｔ及びＶが作動される）並びにこれらの時間微分として設定される。初期構成において、

ベクトルは

に平行である。システムの出力は、固定点Ｏから計測されるときのエンドエフェクタ・マウント点Ｚの位置、及び、ボディＮに対して計測されるボディの向きＥとして定められる。特定的には、出力のスカラー変数は次式ように定められ、

ここで、

は、点ＯとＺとの間の位置ベクトルである。

ｂ．３−ＲＲＰ機構の運動学
外骨格の順運動学及び逆運動学（ｆｏｒｗａｒｄ ａｎｄ ｉｎｖｅｒｓｅ ｋｉｎｅｍａｔｉｃｓ）が、それぞれ構成レベル及び運動レベルで導き出される。
１）構成レベルの運動学：計算を容易にするために、３つの補助基準フレーム、すなわちＫ、Ｌ及びＭが、

がＺからＰまで延び、

がＺからＳまで延び、及び、

がＺからＲまで延び、さらに、

であるように定められる。この補助基準フレームを用いて、本機構の幾何学的形状を支配するベクトルループ方程式を次のように表すことができる。

ベクトルループをフレーム（典型的には３において）のうちの１つにおいて表すと、これらのベクトル方程式は、６つの独立なスカラー方程式をもたらし、これらが構成レベルの運動学の解の基底を形成する。
ａ）構成レベルの順運動学：前の小節で導き出された３つのベクトル方程式は、６つの未知数を有する６つの非線形スカラー方程式をもたらす。ｑ_１、ｑ_２及びｑ_３が与えられると、これらの非線形方程式をｘ、ｙ及びθ（及び中間変数ｓ_１、ｓ_２及びｓ_３）について解析的に解くと次式が得られ、

ここで、

である。
ｂ）構成レベルの逆運動学：ｘ、ｙ及びθが与えられると、Ｃｈａｃｅ（非特許文献２０）によって提案されたベクトル外積法（ｖｅｃｔｏｒ ｃｒｏｓｓ ｐｒｏｄｕｃｔ ｍｅｔｈｏｄ）を用いることにより、逆運動学を関節回転ｑ_１、ｑ_２及びｑ_３に対して以下のように解析的に解くことができ、

ここで、

である。

２）運動レベルの運動学：運動レベルの運動学方程式は、構成レベルの運動学に対して導き出されたかれたベクトルループ方程式を時間微分することによって導かれる。ベクトル方程式を単位ベクトル

及び

に射影することによって得ることができる。
ａ）運動レベルの順運動学：アクチュエータ

が与えられると、運動レベルの順運動学の

の問題は、エンドエフェクタ・マウントの速度（中間変数

と共に）に対して次のように解くことができ、

ここで、

である。
ｂ）運動レベルの逆運動学：運動レベルの順運動学の解が与えられると、運動レベルの逆運動学問題は、線形代数のトリビアルな適用によって解くことができ、従って、その解は、スペースの都合で議論から省略する。

ｃ．自動調心型関節要素の実施形態
図７は、例えば、膝又は肩関節に適用することができる３−ＲＲＰ機構に基づいた外骨格１の自動調心型関節要素２を示す。要素２のリング１８、２８、３８はアルミニウムから製造され、各リング１８、２８、３８は、３つのボール形状テフロン（登録商標）・ローラ５２ａ、５２ｂ、５２ｃを有する３つの補助部品５０ａ、５０ｂ、５０ｃにより支持される。それぞれアルミニウム・リング１８、２８、３８に固定されたタイミングベルト１１と、各々の直接駆動モータ１５、２５、３５の動力伝達軸にそれぞれ固定されたアルミニウム・プーリーとを用いて、動力を直接駆動モータ１５、２５、３５からリング１８、２８、３８に伝達するために、ベルト駆動式動力伝達装置が利用される。本実施形態において、速度伝達比は、肩関節用途においては２５、及び膝関節用途においては５．６に設定される。

ベルト１１はリング１８、２８、３８の内部に配置され、その結果、ロボットのアクチュエータをリング内部に配置し、機構の専有面積を減らすことができる。直接駆動作動とは対照的に、ベルト駆動は、トルク増幅をもたらすと同時に３つのリング１８、２８、３８の同心配置を可能にする。ベルト駆動は、低費用であり、種々のサイズ及び特性のものを広く入手できるために好ましいものである。リング１８、２８、３８の運動は、アルミニウム・リンク８０、９０、１００を用いることにより上部の平坦面に伝えられ、これらのアルミニウム・リンク８０、９０、１００は、リニア軸受及び回転軸受を介して、好ましくは炭素繊維管であるリンク１７、２７、３７と併合される。最後に、エンドエフェクタ・マウント４の低重量及び高剛性の実装を可能にし、各管の間の角度１９、２９、３９が１２０°となるように、関節要素２のエンドエフェクタ・マウント４と接続される。

本外骨格は、１８０ｍＮｍの連続トルク出力を有する直接駆動型グラファイトブラシＤＣモータを用いて作動される。直接駆動アクチュエータは、高度にバックドライブ可能（ｂａｃｋ−ｄｒｉｖｅａｂｌｅ）であるため、好ましい。モータに取り付けられる光学エンコーダは、直交復号化の下で１回転当たり２０００カウントの解像度を有する。ロボットは対称構造を特徴とするように設計されるので、高い運動学的等方性を有し、これを左肢及び右肢の両方に適用することができる。

自動調心型関節要素の最初のプロトタイプは、大きな並進運動作業空間を有し、それぞれ、肩関節用途に対してはｘ及びｙ軸に沿った１２０ｍｍまでの並進運動を、膝関節用途に対してはｘ及びｙ軸に沿った１８０ｍｍまでの並進運動をカバーする。この自動調心型関節要素は、垂直軸の周りの無限回転に耐えることもできる。

図５は、ヒトの膝に取り付けられた外骨格を示す。同様に、図３は、肩−肘外骨格内に実装された自動調心型関節要素を示す。

図１４は、ケーブル・ベースのアクチュエータを介して駆動される関節要素２の別の実施形態を示す。このアクチュエータ（図示せず）がボーデンケーブル６０、６２、６４を駆動し、これらがリング１８、２８、３８をプーリーのような方法で駆動する。このために、ボーデンケーブル６０、６２、６４の内側のケーブルは、リング１８、２８、３８の外周の周りに案内される。他の実施形態の場合のように、リニア軸受１０、２０、３０が、リンクを介して駆動リング１８、２８、３８に取り付けられる。

もちろん、外骨格がこれを取り付けたヒトの運動によって受動的に駆動される場合、ボーデンケーブル６０、６２、６４を用いて、エンドエフェクタ・マウント４の運動を、センサ、又はばね若しくはブレーキなどの抵抗要素（図示せず）に伝えることができる。

ｄ．インピーダンス制御装置の合成
バックドライブ可能モータの使用及び低い速度伝達比の利用のため、自動調心型関節要素２、従って外骨格１は、高度にバックドライブ可能である。その結果、自動調心型関節要素２のための、モデル・ベースの開ループ・インピーダンス制御装置を実装し、相互作用力を制御し、力センサの必要性を軽減することが可能となる。装置を制御するのに使用される全体的な制御アーキテクチャを図１１に示す。インピーダンス制御装置によって与えられる忠実度インピーダンスを高めるために、エンドエフェクタ・マウント４に力／トルクセンサ４０、４１をさらに装備して、閉ループ・インピーダンス制御を実施できることに留意されたい。

図１１において、

は関節の実際の位置及び速度を表し、

は実際の及び所望の作業空間速度を表し、Ｆ_ｄは自動調心型関節要素に作用する所望の力を表し、Ｊは自動調心型関節要素のヤコビアン行列であり、τ及びτ_ｄは実際の及び所望のアクチュエータ・トルクであり、Ｍは関節要素の質量行列であり、Ｃ及び

は、実際の及びモデル化された遠心及びコリオリ行列であり、Ｎ及び

は、であり、ｕ_ｆｆはモデル・ベースの外乱推定器からのフィードフォワード補償項であり、ｄはシステムに作用する物理的外乱を表す。制御アーキテクチャにおいて、計測されたアクチュエータ速度にヤコビアン行列を乗算して、実際のエンドエフェクタ・マウント速度が得られる。実際の及び所望のエンドエフェクタ・マウント速度の差がインピーダンス制御装置に与えられて所望の力が計算される。次に、所望の力にヤコビアン転置行列を乗算して、所望の関節トルクが得られる。所望の関節トルクに、関節要素の動的モデルを用いて推定されるフィードフォワード・トルク、すなわち、コリオリ、遠心力及び重力行列が加えられる。関節要素に作用する外乱は物理的なものであり環境に応じて変化するので、物理的関節要素に加えられる全トルクは、これらの寄生効果を含む。エンドエフェクタ・マウント４において加えられる力を計測するのに力センサ４１が利用可能である場合、力の計測値と所望値との間の差を力制御装置に与え、閉ループ制御装置を実装することができる。

制御装置の位置追跡性能を検証するために、膝関節についての典型的な軌道を用いて制御装置がテストされる。特定的には、装置の９０°回転が、回転軸の１５ｍｍの並進運動と同時に命令される。基準信号は０．５Ｈｚの周波数で命令され、これが膝リハビリテーションのための十分に速い動きを保証する。図１２は、制御装置の追跡性能を示す。提示された実験に関して、誤差のＲＭＳ値は、並進運動において１．１１２％、及び回転において０．００６％と計算される。

ｅ．実験的特性評価
表Ｉは、３−ＲＲＰ自動調心型関節要素の特性評価の結果を示す。ｘ及びｙ方向に沿った瞬時ピーク及び連続的なエンドエフェクタ・マウントの力が、それぞれ１ｋＮ及び８０Ｎと測定された。同様に、回転軸に沿った瞬時ピーク及び連続的なエンドエフェクタ・マウントの力が、それぞれ１７０Ｎｍ及び１２．５Ｎｍと見出された。エンドエフェクタ・マウントの解像度は、ｘ方向に沿って０．３２５２ｍｍ、ｙ方向に沿って０．５６３３ｍｍ、及び回転方向で０．００３１ｒａｄと計算された。自動調心型関節要素２の作業空間は、ｘ及びｙ方向に沿って−６０ｍｍから６０ｍｍまでの範囲に及び、同時に、関節要素は、垂直軸の周りに無限の回転を行うことができる。仮想壁レンダリングの安定限界は、ｘ方向に沿って５０ｋＮ／ｍ、ｙ方向に沿って４２ｋＮ／ｍ、及び回転に対して１ｋＮ／ｒａｄと観測された。最終的に、特性評価の結果は、自動調心型関節要素２は高度にバックドライブ可能であること、並びに、ｘ及びｙ方向に沿って３Ｎの力で移動できることを検証した。バックドライブ可能であることの結果として、関節要素２を含む外骨格１は、動力損失下でも安全であることを保証することができる。
表Ｉ

同様に、表ＩＩは、３−ＲＲＰ膝外骨格の実験的特性評価の結果を示す。ｘ及びｙ方向に沿った瞬時ピーク及び連続的なエンドエフェクタ・マウントの力が、それぞれ２４６．７Ｎ及び１８．４Ｎと測定された。同様に、回転軸に沿った瞬時ピーク及び連続的なエンドエフェクタ・マウントの力が、それぞれ３８．２Ｎｍ及び２．８５Ｎｍと見出された。これらの力の値は、所定の作業空間の臨界点においても実験的に検証された。

関節要素２がわたる作業空間の計算されたエンドエフェクタ・マウントの解像度の値、仮想壁レンダリングの安定限界の値、及びバックドライブ可能性の値は、一般的な特性評価値（上記を参照されたい）のものに対応する。
表ＩＩ

f．組み込み式力検出、直列弾性作動及び可変インピーダンス作動
この節は、外骨格１の自動調心型関節要素２の幾つかの設計バリエーションを提示する。特定的には、図８は組み込み式力／トルク検出による１つの実施形態の設計を示し、図９の設計は直列弾性作動を特徴とし、拮抗作動を利用する可変インピーダンス設計を図１０に示す。

閉ループ力／インピーダンス制御のための力の検出は、多軸力／トルク（Ｆ／Ｔ）センサ４０、４１をエンドエフェクタ・マウント４に取り付けることによって可能になる。他方、自動調心機構の運動学的構造のために、他の低費用の解決策を実施することもできる。第１に、多軸Ｆ／Ｔセンサを使用する代わりに、低価格、単一軸の力及びトルクセルを本機構のエンドエフェクタ・マウント４に埋め込むことができる。３つのロードセル４１（このうちの１つは冗長用）及び１つのトルクセル４０を有する１つのこうした実施形態が図８に示される。剛性リンクに取り付けられたロードセル４１を使用して、各リンクに沿った力ベクトルの成分を計算することにより、ロボットに作用する作業空間力を容易に推定することができ、他方、トルクセル４０を用いて、エンドエフェクタ５に加えられるトルクを直接計測することができる。

センサ作動の非コロケーション（ｎｏｎ−ｃｏｌｌｏｃａｔｉｏｎ）のために、明示的な力制御の閉ループ利得に関する固有の上限が存在する。閉ループ利得はトランスデューサの剛性と制御装置の利得との組み合わせとして求められるので、高剛性の力センサにおいては、システムの安定性を保持するために、低い制御装置利得しか使用することができない。従って、力制御装置が遅くなり、その外乱応答が理想的ではなくなる可能性がある。直列弾性作動（ＳＥＡ）は、力センサの剛性を制御装置の利得に移してより良好な制御装置性能を達成できるようにする、力制御戦略である。力制御のためにＳＥＡを使用することは、それが高精度の力センサ／アクチュエータに対する必要性を軽減し、順応性結合要素の撓みの典型的な位置制御を通してアクチュエータにかけられる力の正確な制御を可能にするため、有利である。特定的には、ＳＥＡは、アクチュエータと環境との間に順応性要素を導入し、その撓みを計測し制御する。つまり、ＳＥＡは力制御の問題を、確立した運動制御戦略を用いて対処し得る位置制御の問題に変換する。ＳＥＡの他の利益として、制御帯域幅を上回る周波数におけるシステムの低い全インピーダンスが挙げられ、これが環境との激しい衝突を回避する。ＳＥＡの主な不利な点は、柔らかい結合要素を意図的に導入することに起因する低い制御帯域幅である。ＳＥＡの力解像度は、結合をより順応性にすることによって向上するが、撓み性を高めると制御システムの帯域幅が減少し、力の正確さのために応答時間が犠牲になる。

図９は、ＳＥＡによる自動調心型関節要素２の一実施形態を示す。この実施形態においては、順応性要素４２が、リンク１７、２７、３７と３−ＲＲＰ機構の出力部５との間に配置され、関節要素２に作用する力及びトルクを得る低費用の手段として、この順応性機構の撓みを計測する。特定的には、３−ＲＲＲ並列機構が平面内の並進運動及び垂直軸に沿った回転を可能にするため、図中の順応性ボディ４２は、３−ＲＲＲ並列機構として設計される。従って、エンドエフェクタ・マウント４に取り付けられた順応性関節４２の撓みを計測することにより、自動調心型関節要素２に作用する全ての力及びトルクを推定することが可能になる。特定的には、順応性機構の固定フレーム（エンドエフェクタ・マウント４）が剛性リンク１７、２７、３７に取り付けられ、順応性関節４２の出力が３−ＲＲＰ機構の出力部（エンドエフェクタ５）に取り付けられる。順応性機構の関節４２は、ヒンジ−ノッチ関節として設計され、この関節の剛性関数及び順応性機構の作業空間の剛性は、Ｋａｎｇによって説明されるように導き出される（非特許文献２１）。順応性機構の独立した関節の変位は、線形エンコーダを用いて計測することができ、関節の剛性が与えられると、エンドエフェクタ・マウントのＦ／Ｔを導き出すことができる。計測される力の範囲は順応性関節の設計によって決まり、システムの力解像度は、エンコーダの解像度によって決まる。

アクチュエータに順応性を付加する一方で、種々の相互作用に対して、異なるレベルの剛性が必要である。良好な外乱除去特性を伴う正確な位置制御作業は、高剛性のアクチュエータを必要とし、他方で、低剛性のアクチュエータを用いて衝撃をより良く制御することができる。従って、可変剛性アクチュエータ（ＶＳＡ）が導入されている。ＶＳＡは、制御される「ばね様の」要素を介する調整可能な剛性を特徴とする特別なタイプの順応性機構である。ＶＳＡを設計する際、アクチュエータの構成とは独立して、剛性を調節できることが重要である。この目標を達成するために、幾つかの異なる手法が提案される。

可変剛性アクチュエータの設計のための最も一般的な手法は、ヒトの筋肉から発想を得たものであり、拮抗作動を利用している。拮抗アクチュエータを設計する１つの方法において、２つのモータが「ばねのような」順応性要素に接続され、これらの順応性要素が出力リンクに接続される。これらの２つのアクチュエータの逆の運動が、一方の要素に圧縮力を生成し、他方の要素に引張力を生成する。文献においては、ばねの力関数が非線形の場合（特に、これが２次式の場合）、この共役アクチュエータの運動は出力リンクの位置の構成に影響を及ぼさないが、その剛性を変化させることが示されている。同様に、両方のアクチュエータが同じ方向に動く場合、出力リンクの構成は変更され、その剛性を保持する。

図１０は、自動調心型関節要素２のための可変インピーダンス作動の１つ例示的な実施形態を示す。この設計において、３つのディスクの各々は、特別なエッジを有するサブディスク１７０の組み合わせで構成される。ディスク上の内部スロットは、２つのボーデンケーブル１５４、１６４の取り付けに使用される。ボーデンケーブル１５４、１６４は拮抗原理に従って動作し、各々のケーブルはディスクを１８０°まで引っ張ることができる。ボーデンケーブルは、非線形ばね（又は、より一般的にはインピーダンス）１５２、１６２に取り付けられて、アクチュエータ１５０、１６０を介する機械的な可変インピーダンス作動を可能にする。

１：外骨格
２：関節要素（自動調心型関節要素）
３：剛体ボディ
４：対称ボディ（エンドエフェクタ・マウント）
５：エンドエフェクタ
１０、２０、３０：リニア軸受
１２、２２、３２：回転軸受
１４、２４、３４：円形路
１３、２３、３３：アルミニウム・プーリー
１５、２５、３５：直接駆動モータ
１６、２６、３６：軸
１７、２７、３７：リンク
１８、２８、３８：剛体ボディ（アルミニウム・リング）
１９、２９、３９：角度
４０：トルクセンサ（トルクセル）
４１：力センサ（ロードセル）
４２：順応性要素（順応性ボディ、順応性関節）
５０ａ、５０ｂ、５０ｃ：補助部品
５２ａ、５２ｂ、５２ｃ：ボール型テフロン（登録商標）・ローラ
６０、６２、６４：ボーデンケーブル
８０、９０、１００：アルミニウム・リンク
１５０、１６０：アクチュエータ
１５２、１６２：非線形ばね
１５４、１６４：ボーデンケーブル
１７０：サブディスク

Claims (16)

1. ａ）エンドエフェクタ・マウント（４）を介して、ヒトの関節と直接的又は間接的に相互作用する関節要素（２）を含み、
   ｂ）前記エンドエフェクタ・マウント（４）は、平面内の任意の平面平行運動を行うように配置され、前記関節要素（２）のボディ（３）に対する前記エンドエフェクタ・マウント（４）の重ね合わせた並進及び回転運動を可能にし、
   前記関節要素（２）は、これと相互作用するヒトの関節に対して自動調心する、ことを特徴とするヒト用の動力付き外骨格（１）。
2. 前記関節要素（２）は、並列機構、好ましくは３−ＲＰＲ、３−ＲＲＲ、３−ＰＲＰ、３−ＲＰＰ、３−ＲＲＰ、又は３−ＰＲＰ機構を含むことを特徴とする、請求項１に記載の外骨格（１）。
3. 前記エンドエフェクタ・マウント（４）は、少なくとも３つの並進軸（１６、２６、３６）を含み、前記軸は、
   ａ）前記エンドエフェクタ・マウント（４）と一緒に動くために前記エンドエフェクタ・マウント（４）に剛結合され、
   ｂ）前記エンドエフェクタの前記任意の平面平行運動の前記平面に平行に配置され、
   ｃ）互いにある角度（１９、２９、３９）を有するように配置される、
   ことを特徴とする、請求項１又は請求項２に記載の外骨格（１）。
4. 前記エンドエフェクタは３つの並進軸を有し、２つの軸の間の前記角度（１９、２９、３９）は、１００°−１４０°であり、好ましくは１２０°であることを特徴とする、請求項３に記載の外骨格（１）。
5. 前記軸（１６、２６、３６）は、それぞれリニア軸受（１０、２０、３０）によって案内され、前記リニア軸受は、前記ボディ（３）に対して１つ又はそれ以上の円形路（１４、２４、３４）上を独立して移動可能であり、前記円形路（１４、２４、３４）は、前記エンドエフェクタ・マウント（４）の前記任意の平面平行運動の前記平面に平行に配置されることを特徴とする、請求項１〜請求項４のいずれかに記載の外骨格（１）。
6. 前記リニア軸受は、１つの共通の円形路（１４、２４、３４）に沿って移動可能であることを特徴とする、請求項５に記載の外骨格（１）。
7. 前記リニア軸受（１０、２０、３０）は、それぞれ前記円形路（１４、２４、３４）に対して回転軸受（１２、２２、３２）により支持され、前記回転軸受（１２、２２、３２）の前記回転軸（１６、２６、３６）は、前記エンドエフェクタ・マウント（４）の前記任意の平面平行運動の前記平面に垂直に配置されることを特徴とする、請求項５又は請求項６に記載の外骨格（１）。
8. 前記軸（１６、２６、３６）は、前記リニア軸受（１０、２０、３０）の対応する開口部内に支持される直線リンク（１８、２８、３８）を含むことを特徴とする、請求項５〜請求項７のいずれかに記載の外骨格（１）。
9. 前記回転軸受（１２、２２、３２）は、同心リング（１８、２８、３８）に接続されることを特徴とする、請求項５〜請求項８のいずれかに記載の外骨格（１）。
10. 前記リニア軸受（１０、２０、３０）の１つ又はそれ以上、又は全ては、好ましくは前記同心リング（１８、２８、３８）を駆動するそれぞれのモータ（１５、２５、３５）により、前記円形路（１４、２４、３４）に沿って能動的に独立して駆動されることを特徴とする、請求項５〜請求項９のいずれかに記載の外骨格（１）。
11. 前記リニア軸受（１０、２０、３０）の１つ又はそれ以上、又は全ては、好ましくは前記同心リング（１８、２８、３８）を駆動するケーブル・ベースのアクチュエータ（１５０、１５４、１６０、１６４）により、前記円形路（１４、２４、３４）に沿って能動的に独立して駆動されることを特徴とする、請求項５〜請求項９のいずれかに記載の外骨格（１）。
12. 前記関節要素（２）は、前記平面平行運動の前記平面内の前記ヒトの関節の運動により前記リニア軸受（１０、２０、３０）の１つ又はそれ以上、又は全てを駆動するように前記エンドエフェクタ・マウント（４）を配置することによって、受動的に駆動されることを特徴とする、請求項５〜請求項９のいずれかに記載の外骨格（１）。
13. １つ又はそれ以上、又は全てのリニア軸受（１０、２０、３０）は、ばね又はブレーキのような抵抗要素による抵抗を受けることを特徴とする、請求項１〜請求項９及び請求項１１のいずれかに記載の外骨格（１）。
14. １つ又はそれ以上のリニア軸受（１０、２０、３０）は能動的に独立して駆動され、残りのリニア軸受（１０、２０、３０）は、ばね又はブレーキのような抵抗要素による抵抗を受けることを特徴とする、請求項５〜請求項１３のいずれかに記載の外骨格（１）。
15. 前記ヒトの関節の運動、力、又はそれらの関係を計測又は記録するための計測装置（４０、４１、４２）をさらに含むことを特徴とする、請求項１〜請求項１４のいずれかに記載の外骨格（１）。
16. ａ）ヒトの関節を能動的に動かすため、及び／又は
    ｂ）ヒトの関節運動を計測するため、及び／又は
    ｃ）ヒトにかかる関節力を計測するため、及び／又は
    ｄ）ヒトの関節運動とヒトの関節力との間の関係を計測するため、及び／又は
    ｅ）ヒトの関節の運動に対して抵抗力を受動的に印加するため
    の、請求項１〜請求項１５のいずれかに記載の外骨格（１）の使用。

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