ES2636946T3

ES2636946T3 - Dispositivo de asistencia al movimiento

Info

Publication number: ES2636946T3
Application number: ES11768236.9T
Authority: ES
Inventors: Ryan J. Farris; Hugo A. Quintero; Michael Goldfarb
Original assignee: Vanderbilt University
Current assignee: Vanderbilt University
Priority date: 2010-09-27
Filing date: 2011-09-27
Publication date: 2017-10-10
Anticipated expiration: 2031-09-27
Also published as: EP2621416A1; US20130197408A1; US9693926B2; CN103200909B; EP2621416B1; CN103200909A; CA2811593A1; WO2012044621A1

Abstract

Aparato, que comprende: un sistema (100) de exoesqueleto que comprende una pluralidad de sensores para generar señales que indican un movimiento actual y una disposición actual del sistema de exoesqueleto, un segmento (110) de cadera, y por lo menos una extremidad inferior que comprende un segmento (108R, 108L) de muslo y un segmento (106R, 106L) de pierna para acoplarse a una superficie lateral de una pierna de un usuario, comprendiendo el segmento (108R, 108L) de muslo: un receptáculo (109R, 109L), una primera articulación alimentada (102R, 102L) dispuesta en el receptáculo (109R, 109L) y configurada para acoplar el segmento de muslo al segmento de cadera, una segunda articulación alimentada (104R, 104L) dispuesta en el receptáculo (109R, 109L) y configurada para acoplar el segmento de muslo al segmento de pierna, un controlador (116R, 116L) dispuesto en el receptáculo (109R, 109L) y acoplado a la pluralidad de sensores, a la primera articulación alimentada (102R, 102L), y a la segunda articulación alimentada (104R, 104L), estando configurado el controlador para determinar un estado actual del sistema (100) de exoesqueleto y una intención actual del usuario basándose en por lo menos el estado actual del sistema (100) de exoesqueleto y generar señales de control para la primera articulación alimentada (102R, 102L) y la segunda articulación alimentada (104R, 104L) basándose en el estado actual y la intención actual.

Description

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DESCRIPCION

Dispositivo de asistencia al movimiento Campo de la invencion

La presente invencion se refiere al campo de los dispositivos asistenciales alimentados, y, mas espedficamente, a dispositivos y metodos asistenciales alimentados.

Antecedentes

Hay en la actualidad aproximadamente 262.000 individuos con lesiones en la medula espinal (SCI) en los Estados Unidos, padeciendose unas 12.000 lesiones nuevas cada ano con una edad media de los lesionados de 40,2 anos. Aproximadamente el 44% de ellas (5.300 casos por ano) derivan en paraplejia. Una de las discapacidades mas significativas como resultado de la paraplejia es la perdida de movilidad, teniendo en cuenta particularmente la edad relativamente joven a la que se producen estas lesiones. Encuestas de usuarios con paraplejia indican que, entre lo que preocupa de manera mas prevalente se encuentra la movilidad, y que el deseo principal entre los relativos a la movilidad es la capacidad de caminar y ponerse de pie. Ademas de la movilidad limitada, la incapacidad de ponerse de pie y caminar conlleva importantes efectos fisiologicos, incluyendo atrofia muscular, perdida de contenido mineral oseo, problemas frecuentes de deterioro de la piel, aumento de la incidencia de infecciones del tracto urinario, espasticidad muscular, deterioro de la circulacion linfatica y vascular, deterioro del funcionamiento digestivo, y reduccion de las capacidades respiratoria y cardiovascular.

En un esfuerzo por restablecer cierto grado de movilidad de las extremidades inferiores a individuos con paraplejia, se han desarrollado varias ortesis para miembros inferiores. La forma mas simple de ortesica pasiva es los aparatos de pierna completa que incorporan un par de ortesis tobillo-pie (AFOs) para proporcionar soporte en los tobillos, las cuales se acoplan con aparatos para las piernas que bloquean las articulaciones de rodilla en extension total. Tfpicamente, las caderas se estabilizan por la tension en los ligamentos y la musculatura en el aspecto anterior de la pelvis. Puesto que practicamente toda la energfa destinada al movimiento la proporciona la parte superior del cuerpo, estas ortesis (pasivas) requieren una fortaleza considerable de la parte superior del cuerpo y un nivel alto de esfuerzo ffsico, y proporcionan velocidades de marcha muy bajas. La ortesis de control de cadera (HGO), que es una variante de los aparatos de pierna completa, incorpora articulaciones de cadera que ofrecen resistencia ngidamente a la aduccion y la abduccion de cadera, y alzas ngidas que proporcionan un aumento de la elevacion del centro de gravedad en el despegue del antepie, posibilitando asf un mayor grado de progresion hacia delante por zancada. Otra variante de las ortesis de pierna completa, la ortesis de marcha redproca (RGO), incorpora una restriccion cinematica que vincula la flexion de cadera de una pierna con la extension de cadera de la otra, tfpicamente por medio de un conjunto de cable impulsor-tractor. Igual que con otras ortesis pasivas, el usuario se inclina hacia delante contra el medio auxiliar de estabilidad mientras se descarga de peso la pierna oscilante y se utiliza la gravedad para proporcionar una extension de cadera de la pierna de apoyo. Puesto que el movimiento de las articulaciones de cadera esta acoplado redprocamente a traves del mecanismo reciprocador, la extension de cadera inducida por la fuerza de la gravedad proporciona tambien una flexion de la cadera contralateral (de la pierna oscilante), de tal manera que se incrementa la longitud de zancada de la marcha. Una de las variantes de la RGO incorpora un acoplamiento variable basado en un circuito hidraulico, entre las articulaciones de cadera izquierda y derecha. Experimentos con esta variante indican una mejora de la cinematica de las caderas con el acoplamiento hidraulico modulado.

Para reducir el alto nivel de esfuerzo asociado a las ortesis pasivas, se ha investigado previamente el uso de ortesis alimentadas, las cuales incorporan accionadores y una fuente de alimentacion asociada para ayudar con la locomocion. Mas recientemente, se ha desarrollado una ortesis alimentada combinando tres motores electricos con una RGO, dos de los cuales estan situados en las articulaciones de rodilla para permitir la flexion y extension de las rodillas durante el movimiento de oscilacion, y uno de los cuales ayuda al acoplamiento de las caderas, que, esencialmente, ayuda tanto a la extension de la cadera en apoyo como a la flexion de la cadera oscilante contralateral. Se demostro que la ortesis aumentaba la velocidad de marcha y reduda los movimientos de compensacion, con respecto a la marcha sin asistencia alimentada.

Ademas, se han propuesto metodos de control para proporcionar maniobras asistenciales (de sedestacion-a- bipedestacion, de bipedestacion-a-sedestacion, y marcha) a individuos paraplejicos con la ortesis alimentada para miembros inferiores HAL, la cual es un dispositivo comercial emergente con seis motores electricos (es decir, articulaciones alimentadas de cadera, rodilla y tobillo en el plano sagital). Igual que la ortesis alimentada para miembros inferiores HAL, dos de los dispositivos comerciales emergentes adicionales incluyen la ortesis alimentada ReWalk™ de Argo Medical Technologies y la ortesis alimentada eLEGS™ de Berkeley Bionics. Ambos dispositivos mencionados se desarrollaron espedficamente para su uso con individuos paraplejicos. Por ejemplo, en la solicitud PCT n.° WO 2006/074029 se dan a conocer un metodo y un sistema de ortesis alimentada, que se refieren a un sistema deambulatorio para pacientes, con multiples dispositivos y controlado neuralmente. En particular, este documento describe un sistema deambulatorio que incluye multiples dispositivos de exoesqueleto, tales como un dispositivo de exoesqueleto para control de la cadera y un dispositivo de exoesqueleto para control de las rodillas. No obstante, dichos dispositivos no comparten ninguna caractenstica estructural que pudiera considerarse una

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estructura comun, y mucho menos un receptaculo comun, y es necesario cablearlos con una pluralidad de electrodos que detectan senales que provienen de las celulas vivas de un paciente.

En la solicitud de patente europea n.° EP 1 260 201 se da a conocer otra solucion conocida, referente a un aparato locomotor para caminar, que incluye una pluralidad de segmentos unidos y medios propulsores que proporcionan movimientos relativos entre segmentos unidos; no obstante, esta solucion tiene una unidad de gestion electronica que esta posicionada delante del cuerpo y requiere cableado con los otros componentes del aparato.

Sumario

Realizaciones de la invencion tratan sobre un dispositivo de movimiento asistido que se materializa en forma de una ortesis o exoesqueleto alimentado, para los miembros inferiores que, igual que los dispositivos ya mencionados, esta destinado a proporcionar asistencia para la marcha de paraplejicos proporcionando pares de torsion asistenciales del plano sagital en las articulaciones tanto de cadera como de rodilla. Una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones es diferente con respecto a ortesis convencionales por el hecho de que no incluye ninguna parte que se lleve sobre los hombros, ni ninguna parte que se lleve por debajo de los zapatos. Ademas, una ortesis segun las diversas realizaciones tiene una masa significativamente menor en relacion con las masas respectivas dadas a conocer para otros dispositivos.

Adicionalmente, ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones incluyen una nueva arquitectura de control que permite que un usuario controle de forma intuitiva y autonoma (es decir, sin controles de botones pulsadores o la asistencia de un operador del sistema) los movimientos basicos asociados a la movilidad de las piernas (es decir, sedestacion, bipedestacion, y marcha). En particular, se proporciona una arquitectura de control que permite que un usuario navegue de manera autonoma a traves de estos movimientos, sin el uso de botones o interruptores o la ayuda de un operador externo. Espedficamente, la arquitectura de control de acuerdo con las diversas realizaciones permite que el usuario conmute entre la sedestacion, la bipedestacion, y la marcha, basandose en el movimiento de la parte superior del cuerpo del usuario y el estado de la ortesis.

Una protesis alimentada, para las extremidades, de acuerdo con las diversas realizaciones, se puede complementar con una estimulacion electrica funcional (FES) de los musculos del usuario (es decir, usando una estimulacion electrica para provocar contracciones de los musculos del usuario). La FES se puede controlar para proporcionar el mayor movimiento posible, siendo aportado el movimiento restante por el dispositivo asistencial.

Breve descripcion de los dibujos

La FIG. 1 ilustra un usuario que utiliza una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones; la FIG. 2 muestra una vista frontal de la ortesis mostrada en la FIG. 1; la FIG. 3 muestra una vista lateral de la ortesis mostrada en la FIG. 1; la FIG. 4 muestra una vista isometrica de la ortesis mostrada en la FIG. 1;

la FIG. 5A muestra una vista en seccion de corte parcial de una parte de la ortesis mostrada en la FIG. 1; la FIG. 5B es una vista explosionada y detallada de la seccion B de la FIG. 5A;

la FIG. 6 es un diagrama funcional de un sistema incorporado distribuido de ejemplo para una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones;

la FIG. 7 muestra una maquina de estados de acuerdo con las diversas realizaciones de la invencion;

la FIG. 8A es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion a un estado de marcha;

la FIG. 8B es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion entre estados de marcha;

la FIG. 8C es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion a un estado de bipedestacion;

la FIG. 9 es un esquema que muestra el centro de presion durante la marcha;

la FIG. 10A es un esquema que muestra el centro de presion durante una transicion de sedestacion a bipedestacion;

la FIG. 10B es un esquema que muestra el centro de presion durante una transicion de bipedestacion a sedestacion;

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la FIG. 11 es un esquema que muestra una disposicion ejemplificativa para la estimulacion electrica funcional de acuerdo con las diversas realizaciones;

las FIGs. 12 y 13 muestran datos medidos de los angulos articulares para cada una de las articulaciones, en funcion del tiempo, a partir de 23 pasos del lado derecho y 23 pasos del lado izquierdo, superpuestos sobre la misma representacion;

la FIG. 14 muestra el consumo de potencia en funcion de la zancada para los datos de la FIG. 13;

la FIG. 15 muestra angulos articulares (cadera izquierda y derecha, rodilla izquierda y derecha) y el estado, en funcion del tiempo, para un sujeto de prueba;

la FIG. 16A muestra el estado del sistema para varios pasos (de longitud ligeramente cambiante), en funcion del tiempo;

la FIG. 16B muestra el CoP estimado (Xc) (lmea continua) y el umbral de conmutacion del CoP (Xc) (lmea de trazos) para los mismos pasos que en la FIG. 16A;

la FIG. 16C muestra la estimacion de la longitud del paso (Xh) para los mismos pasos de las FIGs. 16A y 16B;

las FIGs. 17A, 17B y 17C presentan las secuencias de estados finitos correspondientes, respectivamente, a cada una de la primera, la segunda y la tercera pruebas TUG;

la FIG. 18 muestra graficamente los resultados del ritmo cardiaco en la prueba TUG y el ritmo cardiaco en la prueba TMWT para un sujeto usando diversos metodos de marcha;

la FIG. 19 muestra graficamente el cambio porcentual del ritmo cardiaco en la prueba TUG, el cambio porcentual del ritmo cardiaco en la prueba TMWT, y el esfuerzo percibido de Borg para un sujeto, usando varios metodos de marcha.

Descripcion detallada

La presente invencion se describe en referencia a las figuras adjuntas, en las que se usan los mismos numerales de referencia en todas las figuras para designar elementos similares o equivalentes. Las figuras no se han dibujado a escala y se aportan meramente con el fin de ilustrar la presente invencion. A continuacion se describen varios aspectos de la invencion en referencia a aplicaciones ejemplificativas, con fines ilustrativos. Debe entenderse que se aportan numerosos metodos, relaciones y detalles espedficos, para proporcionar una comprension completa de la invencion. No obstante, alguien con conocimientos habituales en la tecnica pertinente reconocera facilmente que la invencion se puede llevar a la practica sin uno o mas de los detalles espedficos o con otros metodos. En otros casos, no se muestran detalladamente estructuras u operaciones bien conocidas, para evitar complicar la invencion. La presente invencion no queda limitada por la ordenacion ilustrada de acciones o eventos, en la medida en la que algunas acciones pueden producirse en ordenes diferentes y/o simultaneamente con otras acciones o eventos. Ademas, no todas las acciones o eventos ilustrados son necesarios para implementar una metodologfa de acuerdo con la presente invencion.

1. Configuracion de ortesis alimentada

Aunque las diversas realizaciones se describiran en ocasiones con respecto a ortesis para proporcionar movilidad asistida para usuarios con paraplejia, las diversas realizaciones no estan limitadas a este respecto. Las diversas realizaciones son igualmente aplicables a otras aplicaciones. Por ejemplo, estas pueden incluir movilidad asistida para usuarios con otras afecciones diferentes a la paraplejia, rehabilitacion y movilidad asistidas para usuarios con discapacidad por ictus, y movilidad asistida para usuarios con discapacidades neuromusculares que limitan la movilidad de las piernas, por nombrar unas pocas, incluyendo usuarios humanos y no humanos. Asf, las diversas realizaciones se pueden aplicar a cualquier aplicacion en la cual sea necesaria una movilidad asistida o una potenciacion de la movilidad, ya sea de manera permanente o temporal.

Ademas, aunque las diversas realizaciones se describiran en general con respecto a la ortesis ejemplificativa que se describe a continuacion, las diversas realizaciones no se limitan a esta configuracion particular. Las diversas realizaciones se pueden materializar en o se pueden usar con cualquier tipo de sistema de exoesqueleto, tal como la ortesis que se describe a continuacion.

La expresion “sistema de exoesqueleto”, tal como se usa en la presente, se refiere a cualquier tipo de dispositivo que pueda ser llevado o que se pueda fijar de otro modo a un usuario, donde el dispositivo esta configurado para proporcionar energfa para el movimiento de una o mas partes del usuario.

En las FIGs. 1 a 4 se muestra una ortesis alimentada 100 para miembros inferiores, ejemplificativa, de acuerdo con las diversas realizaciones. Espedficamente, la ortesis 100 mostrada en las FIGs. 1 a 4 incorpora cuatro motores, los

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cuales comunican pares de torsion en el plano sagital en cada articulacion 102R, 102L de cadera y cada articulacion 104R, 104L de rodilla. La ortesis 100 se puede usar con un medio auxiliar 103 para la estabilidad, tal como unas muletas, un andador, o similares.

Tal como se observa en la figura, la ortesis contiene cinco segmentos, que son: dos segmentos 106R y 106L de pierna, dos segmentos 108R y 108L de muslo, y un segmento 110 de cadera. Cada uno de los segmentos 108R y 108L de muslo incluye un receptaculo 109R y 109L de segmento de muslo, respectivamente, y una biela o conector 112R y 112L, respectivamente, que se extiende desde cada una de las articulaciones 104R y 104L de rodilla y configurado para moverse en concordancia con el funcionamiento de las articulaciones 104R y 104L de rodilla, con el fin de proporcionar un par de torsion en el plano sagital en las articulaciones 104R y 104L de rodilla. Los conectores 112R y 112L estan configurados ademas para acoplar mecanicamente cada uno de los segmentos 108R y 108L de muslo a respectivos de los segmentos 106R y 106L de pierna. Ademas, cada uno de los segmentos 108R y 108L de muslo incluye tambien una biela o conector 114R y 114L, respectivamente, que se extiende desde cada una de las articulaciones 102R y 102L de cadera y que se mueven en concordancia con el funcionamiento de las articulaciones 102R y 102L de cadera para proporcionar un par de torsion en el plano sagital en las articulaciones 104R y 104L de rodilla. Los conectores 114R y 114L estan configurados ademas para acoplar mecanicamente cada uno de los segmentos 108R y 108L de muslo al segmento 110 de cadera.

Tal como se muestra en la FIG. 1, la ortesis 100 puede ser llevada por un usuario. Para fijar la ortesis al usuario, la ortesis 100 puede incluir puntos 101 de fijacion para fijar la misma al usuario por medio de cinturones, lazos, correas, o similares. Ademas, con vistas a la comodidad del usuario, la ortesis 100 puede incluir un acolchamiento (no mostrado) dispuesto por cualquier superficie con probabilidad de entrar en contacto con el usuario.

En algunas realizaciones, los diversos componentes de la ortesis 100 se pueden dimensionar para el usuario. No obstante, en otras realizaciones, el componente se puede configurar de manera que se adapte a una variedad de usuarios. Por ejemplo, en algunas realizaciones, uno o mas elementos de extension se pueden disponer entre los segmentos 106R y 106L de pierna y los segmentos 108R y 108L de muslo, para adaptarse a usuarios con extremidades mas largas. En otras configuraciones, las longitudes de los dos segmentos 106R y 106L de pierna, los segmentos 108R y 108L de muslo, y un segmento 110 de cadera pueden ser ajustables. Es decir, los receptaculos 109R, 109L de segmentos de muslo, los receptaculos 107R y 107L de segmentos de pierna correspondientes a los segmentos 106R, 106L de pierna, respectivamente, y el receptaculo 113 de segmento de cadera correspondiente al segmento 110 de cadera, se pueden configurar para permitir que el usuario o protesico ajuste la longitud de estos componentes in situ. Por ejemplo, estos componentes pueden estar compuestos por secciones deslizables o movibles que se pueden mantener en una o mas posiciones usando tornillos, grapas o cualquier otro tipo de fijador. Teniendo en cuenta lo anterior, los dos segmentos 106R y 106L de pierna, los dos segmentos 108R y 108L de muslo, y un segmento 110 de cadera, pueden formar un sistema modular que permite la sustitucion selectiva de uno o mas de los componentes de la ortesis 100 y la posibilidad de crear una ortesis para un usuario sin necesidad de componentes personalizados. Dicha modularidad tambien puede facilitar considerablemente el procedimiento para ponerse y quitarse el dispositivo.

En la ortesis 100, dispuestos dentro de cada uno de los receptaculos 109R, 109L de segmento de muslo incluye sustancialmente todos los componentes para accionar las correspondientes de las articulaciones 104R, 104L de rodilla y las articulaciones 102R, 102L de cadera. En particular, cada uno de los receptaculos 109R, 109L de segmentos de muslo incluye dos motores que se usan para accionar las articulaciones de cadera y de rodilla. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en este aspecto, y algunos componentes se pueden situar en el segmento 110 de cadera y/o los segmentos 106R, 106L de pierna. Por ejemplo, una batena 111 para la ortesis se puede situar dentro del receptaculo 113 de segmento de cadera, y unos conectores 114R y 114L pueden proporcionar tambien medios para conectar la batena 111 a cualesquiera componentes que esten dentro de cualquiera de los segmentos 108R y 108L de muslo. Por ejemplo, los conectores 114r y 114L pueden incluir cables, contactos, o cualesquiera otros tipos de elementos electricos para conectar electricamente la batena 111 a componentes alimentados electricamente en los segmentos 108R y 108L de muslo. En las diversas realizaciones, la colocacion de la batena 111 no se limita a su situacion dentro del receptaculo 113 de segmento de cadera. Por el contrario, la batena puede ser una o mas batenas situadas dentro de cualquiera de los segmentos de la ortesis 100.

En las diversas realizaciones, para mantener un bajo peso de la ortesis y un perfil reducido de los diversos componentes, se usa un sistema de accionamiento sustancialmente plano para accionar las articulaciones de cadera y de rodilla. Por ejemplo, cada motor puede accionar una articulacion asociada a traves de una transmision reductora de velocidad usando una disposicion de ruedas dentadas y cadenas sustancialmente paralelas al plano de movimiento sagital. Una configuracion ejemplificativa para una disposicion de un motor del tipo mencionado se ilustra en la FIG. 5A. Usando la configuracion de la FlG. 5A, es posible lograr una ortesis de bajo perfil, anadiendo menos de 5 cm en las secciones de cadera y de muslo.

Por ejemplo, en una de las realizaciones, el perfil de la ortesis en el plano frontal se puede configurar para anadir 3,2 cm en la articulacion de cadera y de rodilla, y 4,8 cm en la parte central del muslo, de tal manera que un usuario pueda sentarse en un sillon o silla de ruedas convencional. De manera similar, el segmento de cadera sobresale de manera aproximada 3,2 cm posteriormente desde la region lumbar del usuario, de tal manera que no debena

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interferir significativamente con el respaldo de un asiento. La ortesis no se extiende por encima de la parte central del abdomen y no requiere que se lleve nada sobre los hombros ni sobre la region lumbar, lo cual presumiblemente hace que el dispositivo sea menos perceptible cuando se esta sentado en un pupitre o una mesa. El diseno compacto de la ortesis viene facilitado considerablemente por la integracion del sistema incorporado distribuido dentro de la estructura de la ortesis.

En las diversas realizaciones, la ortesis 100 no esta configurada para soportar peso. Es decir, tal como se muestra en la FIG. 1, la ortesis 100 no incluira pies u otras estructuras de soporte de peso. Por el contrario, tal como se muestra en la FIG. 1, la ortesis 100 esta configurada de manera que la longitud combinada de los segmentos 106R y 106L de pierna y la correspondiente de los segmentos 108R y 108L de muslo sea menor que la longitud de la pierna del usuario. Esto da como resultado una ortesis con beneficios potenciales en cuanto a la salud para el usuario. En particular, la capacidad de bipedestacion y marcha puede revertir o reducir la cantidad de discapacidades fisiologicas asociadas tipicamente a la inmovilidad, incluyendo atrofia muscular, perdida de contenido mineral oseo, problemas frecuentes de deterioro de la piel, aumento de la incidencia de infecciones del tracto urinario, espasticidad muscular, deterioro de la circulacion linfatica y vascular, deterioro del funcionamiento digestivo, y reduccion de las capacidades respiratorias y cardiovasculares.

Aunque la FIG. 5A se describira con respecto al funcionamiento de la articulacion 104R de rodilla, esto es asf para facilitar la ilustracion. Es decir, las otras articulaciones se pueden configurar para funcionar de una manera sustancialmente similar. La FIG. 5A es una vista en seccion de corte de la ortesis 100 en torno a la articulacion 104R de rodilla, que ilustra una configuracion ejemplificativa para un motor 502 que acciona la articulacion 102R de rodilla en una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones. Tal como se muestra en la FIG. 5A, la articulacion 102R de rodilla se puede implementar disponiendo una rueda dentada articular 504 en un extremo del receptaculo 109R de segmento de muslo en paralelo al plano sagital y configurando la rueda dentada articular 504 para que gire en paralelo al plano sagital. Para proporcionar el par de torsion del plano sagital para la articulacion 102R de rodilla, el conector 112R se puede extender desde la rueda dentada articular 504 y se puede conectar mecanicamente, de manera que la rotacion de la rueda dentada articular 504 de como resultado la aplicacion de un par de torsion al segmento 106 de pierna. Tal como se muestra en la FIG. 5A, se puede proporcionar una ranura o elemento receptor 506 para que el conector 112R una el segmento 108R de muslo y el segmento 106R de pierna. El elemento receptor 506 y el conector 112R se pueden configurar de tal manera que el conector pueda conectar de manera separable el segmento 108R de muslo y el segmento 106R de pierna. En las diversas realizaciones, pueden usarse grapas, tornillos, o cualesquiera otros tipos de disposiciones de fijador para proporcionar una conexion permanente o separable. En algunas realizaciones, para proporcionar la conexion se pueden suministrar dispositivos de conexion rapida o de “encaje rapido a presion” (“snap-in”). Es decir, estos dispositivos de conexion rapida permiten realizar conexiones sin necesidad de herramientas. Estos tipos de dispositivos de conexion rapida se pueden usar no solamente para un acoplamiento mecanico, sino tambien para un acoplamiento electrico. En algunas realizaciones, se puede usar un unico dispositivo de conexion rapida para proporcionar un acoplamiento tanto electrico como mecanico. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto y se pueden proporcionar dispositivos de conexion rapida independientes para el acoplamiento electrico y mecanico. Merece la pena senalar que, con dispositivos de desconexion rapida en cada articulacion, la ortesis se puede separar facilmente en tres componentes modulares - segmento de pierna derecha, de pierna izquierda y de cadera - para facilitar ponerse y quitarse la misma y tambien para aumentar la portabilidad.

En la FIG. 5B se muestra una vista detallada de una configuracion ejemplificativa de conexion rapida. La FIG. 5B es una vista detallada de la seccion “B” de la FIG. 5A. Tal como se muestra en la FIG. 5B, el conector 112R es un elemento que se extiende desde el segmento 108R de muslo. El conector 112R esta configurado para deslizarse en el elemento receptor 506. A continuacion, el conector 112R se puede bloquear mecanicamente en su posicion por medio de la combinacion de un seguro 526 en el segmento 106R de pierna y un fiador 528 en el conector 112R.

Tal como se ha indicado anteriormente, los conectores 112R, 112L, 114R y 114L se pueden configurar para proporcionar conexiones mecanicas y electricas. En referencia de nuevo a la FIG. 5B, en el caso de que sea necesaria una conexion electrica entre el segmento 108R de musculo y el segmento 106R de pierna, se pueden encaminar cables a traves del interior del conector 112R a contactos electricos 530. En el interior del elemento receptor 506 se proporcionana tambien un conjunto correspondiente de contactos electricos (no mostrados). Por consiguiente, cuando el conector 112R esta bloqueado en el elemento receptor 506, los contactos electricos 530 se situan en contacto con los contactos electricos dentro del elemento receptor 506. Puede proporcionarse una configuracion similar para las bielas 112L, 114R y 114L. Debe indicarse, sin embargo, que las diversas realizaciones no se limitan meramente a la combinacion de fiador y seguro de la FIG. 5B. Por el contrario, puede usarse sin limitaciones cualquier otro tipo de mecanismo de fijacion o bloqueo.

En referencia de nuevo a la FIG. 5A, la articulacion 104R de rodilla se acciona mediante el funcionamiento del motor 502, tal como se ha descrito anteriormente. El motor 502 puede ser un motor electrico que acciona la articulacion 104R de rodilla (es decir, la rueda dentada articular 504) usando una transmision de accionamiento por cadenas de dos etapas. Por ejemplo, tal como se muestra en la FIG. 5A, una primera etapa puede constar del motor 502 que acciona, o bien de manera directa o bien por medio de una primera cadena 512, una primera rueda dentada 514 de accionamiento. La primera rueda dentada 514 de accionamiento esta acoplada mecanicamente a una segunda

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rueda dentada 516 de accionamiento, de manera que giran juntas en torno al mismo eje basandose en la potencia aplicada por el motor 502 a la primera rueda dentada 514 de accionamiento. La segunda rueda dentada 516 de accionamiento se puede disponer de manera que este dispuesta en el mismo plano que el engranaje articular 504. De este modo, puede usarse entonces una segunda cadena 518 para accionar la rueda dentada articular 504 usando la segunda rueda dentada 516 de accionamiento y se puede accionar la articulacion 104R de rodilla. Las relaciones de engranaje para los diversos componentes antes descritos se pueden seleccionar basandose en la magnitud necesaria de par de torsion para una articulacion, en limitaciones de potencia para una articulacion, en limitaciones de potencia, y en limitaciones de espacio.

Cada etapa de la transmision de accionamiento por cadenas puede incluir tensores, los cuales pueden eliminar holgura de una cadena y mitigar la carga por impactos. Dichos tensores pueden ser ajustables o pueden ser accionados por resorte. Por ejemplo, tal como se muestra en la FIG. 5A, se muestran tensores accionados 508 y 510 por resorte para la segunda cadena 518. De manera similar, tambien pueden proporcionarse tensores 509 y 511 para la primera cadena 512 (si la misma estuviera presente).

Ademas, puede proporcionarse un freno para el motor 502. Por ejemplo, tal como se muestra en la FIG. 5, se proporciona un freno 520 de solenoide que acopla una zapata 522 de freno contra el rotor 524 del motor 502 en un estado, y desacopla la zapata 522 de freno en otro estado. No obstante, las diversas realizaciones no se limitan a esta disposicion de freno particular, y pueden usarse, sin limitaciones, cualesquiera otros metodos para proporcionar un freno para el motor 502.

La configuracion ilustrada en la FIG. 5A se ha descrito anteriormente con respecto a una disposicion de ruedas dentadas y cadenas. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto. Es decir, puede usarse cualquier otra disposicion de engranajes, con o sin cadenas, y que proporcionen un perfil reducido. Ademas, las diversas realizaciones no se limitan a una disposicion de engranajes y/o cadenas. Por ejemplo, en algunas configuraciones, podna usarse una disposicion de correas y poleas en lugar de la disposicion de cadenas y engranajes. Ademas, tambien puede usarse una disposicion de accionamiento por friccion. Igualmente, puede usarse asimismo cualquier combinacion de las disposiciones antes descritas. Adicionalmente, diferentes articulaciones pueden utilizar disposiciones diferentes.

En las diversas realizaciones, un motor para cada una de las articulaciones 102R, 102L, 104R, 104L se puede configurar para proporcionar una cantidad de base de par de torsion continuo y una cantidad mayor de par de torsion durante periodos de tiempo mas cortos. Por ejemplo, en una de las configuraciones, se proporcionan por lo menos 10 Nm de par continuo y por lo menos 25 Nm de par para intervalos mas cortos (es decir, 2 segundos). En otro ejemplo, hasta 12 Nm de par continuo y 40 Nm de par para intervalos mas cortos (es decir, 2 segundos). Como medida de seguridad, ambas articulaciones 104R y 104L de rodilla pueden incluir frenos normalmente bloqueados, segun se ha descrito anteriormente, con el fin de evitar que las rodillas se doblen en caso de un fallo de alimentacion.

Merece la pena indicar que una ortesis segun las diversas realizaciones no contiene componentes de pie o de tobillo. No obstante, una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones se puede configurar para usarse en combinacion con una ortesis de pie-tobillo (AFO) 115 convencional, con el fin de proporcionar estabilidad para el tobillo y/o evitar que se caiga el pie durante la fase de oscilacion de la marcha.

En la ortesis 100, se proporciona un control de las diversas articulaciones usando un par de sistemas 116R y 116L de control incorporados en uno de los segmentos 108R y 108L de muslo, respectivamente. Los sistemas incorporados 116R y 116L de control se pueden usar para definir un sistema incorporado distribuido (DES) con el fin de proporcionar un funcionamiento cooperativo entre segmentos 108R y 108L de muslo. Los sistemas incorporados 116R y 116L de control se muestran en las FIGs. 3 y 4 usando lmeas de trazos, para indicar que los mismos quedan ocultos por otras caractensticas de estas figuras.

En la FIG. 6 se proporciona un diagrama funcional de un DES ejemplificativo 600 que se ha formado utilizando los sistemas incorporados 116R y 116L de control. El DES 600 se alimenta con la batena 111, tal como una batena de polfmero de litio de 29,6 V, 3,9 Ah. El DES 600 puede incluir un modulo 602 de gestion de potencia, un modulo 604 de calculo o de procesado de datos, un modulo 606 de acondicionamiento de senales electronicas e interfaz de sensores, un conjunto electronico 608 de potencia, y un conjunto electronico 610 de comunicaciones para comunicarse por interfaz con componentes en el interior del DES 600 y entre el DES 600 y un ordenador anfitrion. Para formar el DES 600, los sistemas incorporados 116R y 116L de control se pueden acoplar comunicativamente por medio de enlaces de comunicacion por cable en el segmento 110 de cadera o enlaces de comunicacion inalambrica entre los sistemas incorporados 116R y 116L de control. Pueden incluir cualquier tipo de enlace de comunicacion inalambrico. Por ejemplo, los mismos pueden incluir enlaces de comunicacion inalambrica de acuerdo con cualquiera de las normativas IEEE 802.xx, Bluetooth™, y cualesquiera variantes de la misma. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto y pueden utilizarse cualesquiera otros tipos de enlaces de comunicacion inalambrica.

El modulo 602 de gestion de potencia proporciona, desde la batena 111, acondicionamiento y regulacion de la senal. Adicionalmente, los modulos de gestion de potencia, por ejemplo, el modulo 602 de gestion de potencia esta

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configurado para proporcionar ±12 y +3,3 V regulados linealmente, que se usan para el acondicionamiento de las senales y el calculo, y se obtienen a partir de reguladores conmutados intermedios de ±12,5 y +5 V con vistas a una conversion eficiente. En algunas realizaciones, la ortesis 100 puede incluir un dispositivo de presentacion visual, controlado por el modulo 602 de gestion de potencia, para indicar un estado de la batena. El dispositivo de presentacion visual puede ser alfanumerico o simbolico (por ejemplo, una o mas luces para indicar el estado de la batena).

El modulo 604 de calculo esta compuesto por unidades de microcontrolador dentro de cada uno de los sistemas incorporados 116R y 116L de control. Por ejemplo, tal como se muestra en la FIG. 6, las unidades de microcontrolador pueden ser s microcontroladores PIC32 de 80 MHz, cada uno de ellos con memoria flash de 512 kB y RAM 32 kB, y consumiendo cada uno de ellos aproximadamente 400 mW de potencia. Estos microcontroladores se pueden programar. Por ejemplo, la programacion se puede llevar a cabo en lenguaje de programacion C usando el MPLAB IDE y el Compilador C MP32 (ambos de Microchip Technology, Inc.). No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto, y pueden usarse cualesquiera otros tipos de metodos de programacion.

Durante el funcionamiento, el modulo 604 de calculo (es decir, los dos microcontroladores) acciona los motores asociados a cada una de las articulaciones 102R, 102L, 104R y 104L usando servocontroladores o servoamplificadores en el conjunto electronico 608 de potencia, tales como servoamplificadores conmutados de cuatro cuadrantes o controladores de transistores de potencia modulados por anchura de impulsos (PWM). El modulo 604 de calculo acciona tambien los frenos de las rodillas por medio de transistores de potencia modulados por anchura de impulsos (PWM) en el conjunto electronico 608 de potencia.

El modulo 604 de calculo esta configurado en las diversas realizaciones para accionar los motores asociados a cada una de las articulaciones 102R, 102L, 104R y 104L, basandose, al menos parcialmente, en datos de sensores referentes al estado de la ortesis 100, tal como se describira de forma adicional posteriormente. Por consiguiente, el modulo 606 de interfaz de sensores se puede configurar para proporcionar y/o puede proporcionar comunicaciones con sensores dispuestos en la ortesis 100. En algunas realizaciones, todos los sensores se pueden disponer dentro de uno de los segmentos 108R y 108L de muslo. Por ejemplo, estos sensores se pueden incorporar dentro de cada uno de los sistemas incorporados 116R y 116L de control. En una configuracion de la ortesis 100, la captacion ffsica consiste en una captacion de velocidad angular y de angulos basada en el efecto Hall en cada articulacion 104R, 104L de cadera y cada articulacion 102R, 102L de rodilla, y acelerometros de 3 ejes y giroscopios de un solo eje dispuestos en algun otro lugar en cada uno de los segmentos 108R y 108L de muslo.

Aunque la exposicion anterior describe una disposicion simetrica de componentes para cada uno de los sistemas incorporados 116R y 116L de control, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto. En otras realizaciones, uno o mas de los modulos antes descritos se pueden situar dentro de uno de los sistemas incorporados 116R y 116L de control.

En algunas realizaciones, la ortesis 100 se puede configurar para funcionar de manera cooperativa con sensores incorporados en el medio auxiliar 103 de estabilidad. El DES se puede configurar para comunicarse con dichos sensores por medio de enlaces de comunicaciones por cable o inalambricas, segun se ha descrito anteriormente.

2. Arquitectura de control de la ortesis alimentada

2.1 Controladores de nivel de articulacion

La estructura de control general de una ortesis de acuerdo con las diversas realizaciones consiste en controladores de nivel de articulacion, de impedancia variable, cuyo comportamiento es supervisado por un controlador de estados finitos accionado por eventos. Los controladores de nivel de articulaciones consisten en controladores de retroalimentacion proporcional-derivativa (PD) y de ganancia variable, en torno a cada articulacion (de cadera y rodilla), donde, en cualquier momento dado, las entradas de control para cada controlador consisten en la referencia angular de la articulacion, ademas de las ganancias proporcionales y derivativas del controlador de retroalimentacion. Observese que estas ultimas se restringen a valores positivos, con el fin de garantizar estabilidad de los controladores de retroalimentacion. Con esta estructura de control, en combinacion con la impedancia baja de salida en bucle abierto de las articulaciones de la ortesis, las articulaciones se pueden controlar o bien en un modo de seguimiento de trayectoria de alta impedancia, o bien en un modo de impedancia (relativamente) baja, emulando parejas de muelle-amortiguador ffsicas en cada articulacion. El primero se usa cuando puede resultar deseable imponer una trayectoria predeterminada (por ejemplo, durante la fase de oscilacion de la marcha), mientras que el segundo se usa cuando puede resultar preferible no imponer una trayectoria de articulacion predeterminada, sino, mas bien, proporcionar pares de torsion asistenciales que faciliten el movimiento hacia un punto de equilibrio dado de la articulacion (como en la transicion de sedestacion a bipedestacion), o forzar un comportamiento disipativo en la articulacion (como en la transicion de bipedestacion a sedestacion).

2. 2 Estructura de control de estados finitos

La siguiente seccion describe una realizacion ejemplificativa de una estructura de control que permite el control

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autonomo de la bipedestacion, la marcha y la sedestacion. No obstante, esta estructura de control particular se aporta meramente para facilitar la ilustracion de las diversas realizaciones. En las diversas realizaciones, la estructura de control puede incluir modos de actividad adicionales, los cuales se implementanan de una manera similar. Estos pueden incluir marcha en pendiente ascendente y pendiente descendente, subida y bajada de escaleras, y subida y bajada de bordillos, por nombrar unos pocos. Merece la pena indicar que la subida y bajada de bordillos tambien puede ser un subconjunto de la funcionalidad de subida y bajada de escaleras.

El controlador de nivel de las articulaciones recibe ordenes de trayectoria, asf como ganancias PD, de una maquina de estados finitos (FSM) 700 de supervision, la cual (para sedestacion, bipedestacion y marcha) consta de 12 estados, tal como se muestra en la FIG. 7. La FSM 700 esta compuesta por dos tipos de estados: estados estaticos y estados de transicion. Los estados estaticos estan compuestos por sedestacion (S1), bipedestacion (S2), doble soporte (S3) con pierna derecha delante (RLF), y doble soporte (S4) con pierna izquierda delante (LLF). Los restantes 8 estados, que efectuan la transicion entre los cuatro estados estaticos, incluyen sedestacion-a- bipedestacion (S5), bipedestacion-a-sedestacion (S6), bipedestacion-a-marcha con semipaso derecho (S7), bipedestacion-a-marcha con semipaso izquierdo (S11), marcha-a-bipedestacion con semipaso izquierdo (S10), marcha-a-bipedestacion con semipaso derecho (S12), paso derecho (S9) y paso izquierdo (S8).

Cada estado en la FSM 700 se define completamente por la combinacion de un conjunto de trayectorias, y un conjunto de ganancias de retroalimentacion de las articulaciones. En general, estas ultimas son o bien altas o bien bajas. El conjunto de trayectorias utilizadas en seis de los ocho estados de transicion se muestra en las FIGs. 8A a 8C. La FIG. 8A es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion a un estado de marcha (S7, S11 en la FIG. 7). Las curvas 802 son curvas para la oscilacion de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente, por lmeas de trazos y continuas. Las curvas 804 son curvas para el apoyo de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente, por lmeas de trazos y continuas. La FIG. 8B es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion entre estados de marcha (S8, S9 en la FIG. 7). Las curvas 806 son curvas correspondientes a la oscilacion de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente, por lmeas de trazos y continuas. Las curvas 808 son curvas correspondientes al apoyo de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente, por lmeas de trazos y continuas. La FIG. 8C es una representacion X-Y del angulo articular en funcion del porcentaje de zancada durante una transicion a un estado de bipedestacion (S10, S12) en la FIG. 7. Las curvas 810 son curvas correspondientes a la oscilacion de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente por lmeas de trazos y continuas. Las curvas 812 son curvas correspondientes al apoyo de la cadera y la rodilla, representadas, respectivamente, por lmeas de trazos y continuas.

Para todas las trayectorias mostradas en las FIGs. 8A a 8C, las ganancias de retroalimentacion de las articulaciones se fijan a un valor alto. Los angulos finales de las trayectorias mostradas en las FIGs. 8A a 8C para las diversas articulaciones definen los angulos articulares constantes que se corresponden con los estados estaticos de doble soporte con RLF (S3), doble soporte con LLF (S4), y bipedestacion (S2). Quedan tres estados, que son el estado estatico de sedestacion (S1) y los estados de transicion de sedestacion-a-bipedestacion (S5) y bipedestacion-a- sedestacion (S6). El estado estatico de sedestacion (S1) se define por ganancias cero, y, por lo tanto, los angulos articulares no son importantes. La transicion de bipedestacion-a-sedestacion (S6) consta de una ganancia proporcional cero y una alta ganancia derivativa (es decir, amortiguacion sin rigidez). De este modo, los angulos articulares son tambien irrelevantes para este estado, suponiendo que son constantes. Finalmente, el estado de sedestacion-a-bipedestacion (S5) se define mediante angulos articulares de bipedestacion (S2), y utiliza un conjunto de ganancias PD que efectuan una rampa ascendente desde cero a un valor que se corresponde con un estado de impedancia alto. Juntas, la Tabla I y las FIGs. 8A a 8C, resumen las trayectorias y la naturaleza de las ganancias de retroalimentacion que definen conjuntamente, de manera completa, el comportamiento en todos los estados de la FSM mostrada en la FIG. 7.

Tabla 1. Caractensticas del controlador de articulaciones dentro de cada estado.

Estado: Tipo Ganancias Prioridad de Control

S1- Sedestacion: Estatico Baja No Corresponde

S2- Bipedestacion: Estatico Alta Posicion

S3- Derecha Delante: Estatico Alta Posicion

S4- Izquierda Delante: Estatico Alta Posicion

S5- 1 a 2: Transicion No Corresponde Ganancia

S6- 2 a 1: Transicion No Corresponde Ganancia

S7- 2 a 3: Transicion Alta Trayectoria

S8- 3 a 4: Transicion Alta Trayectoria

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: Estado Tipo Ganancias Prioridad de Control

S9-: 4 a 3 Transicion Alta Trayectoria

S10-: 3 a 2 Transicion Alta Trayectoria

S11-: 2 a 4 Transicion Alta Trayectoria

S12-: 4 a 2 Transicion Alta Trayectoria

2.3 Conmutacion entre estados

La orden volitiva de los movimientos basicos en la FSM se basa en la ubicacion del centro (estimado) de presion (CoP), definido para el sistema (suponiendo usuario/ortesis cuasi estaticos) como la proyeccion del centro de masas sobre el plano de tierra (que se supone horizontal). Esta nocion se ilustra en la FIG. 9, que es un esquema para ilustrar como determinar la ubicacion aproximada del CoP, con respecto al talon mas adelantado. Se supone que, con el uso del medio auxiliar de estabilidad, el usuario puede influir en la postura de la parte superior de su cuerpo, y, por lo tanto, puede influir en la ubicacion del CoP. Utilizando los acelerometros en la ortesis, que proporcionan una medida del angulo del segmento de muslo (a en la FIG. 9) con respecto al sistema de referencia inercial (es decir, con respecto al vector gravedad), en combinacion con los sensores de angulos articulares (que proporcionan una medida de la configuracion de la ortesis y el usuario), el controlador de la ortesis puede estimar la ubicacion del CoP (en el plano sagital). Mas espedficamente, en esta estimacion, los autores suponen un suelo nivelado; que los talones permanecen en el suelo; que la cabeza, los brazos y el tronco (HAT) se pueden representar como un unico segmento con propiedades inerciales fijas; y que el movimiento fuera del plano sagital es pequeno. Considerando estas suposiciones, junto con estimaciones de la longitud, la masa y la ubicacion del centro de masas de cada segmento (pierna derecha e izquierda, muslo derecho e izquierdo, y HAT), el controlador puede estimar la proyeccion del CoP en el suelo. Sea Xc la distancia desde el talon mas adelantado al CoP, donde un valor positivo indica que el CoP se situa anteriormente al talon, y un numero negativo indica que el CoP se situa posteriormente al talon (vease la FIG. 9).

Desde un estado de doble soporte (S3 o S4), el usuario da la orden del siguiente paso moviendo el CoP hacia delante, hasta que llega a un umbral preestablecido, punto en el cual la FSM entrara en los estados o bien de paso derecho o bien de paso izquierdo, en funcion de que pie comenzase el movimiento adelante.

Desde una estacion de bipedestacion (S2), el usuario da la orden de un paso moviendo similarmente el CoP hacia delante hasta que llega a un umbral preestablecido, aunque tambien inclinandose a un lado en el plano frontal (tal como se indica mediante los acelerometros de 3 ejes en los segmentos de muslo), lo cual indica que la ortesis debena caminar con la pierna opuesta a la direccion de la inclinacion en el plano frontal (es decir, caminar hacia delante con la pierna supuestamente liberada de peso). Es decir, una inclinacion hacia la derecha (y un movimiento del CoP hacia delante) dara inicio a un paso izquierdo, mientras que una inclinacion a la izquierda (y un movimiento del CoP adelante) dara inicio a un paso derecho.

Las transiciones entre estados de bipedestacion (S2) y sedestacion (S1) se ilustran en los esquemas mostrados en las FIGs. 10A y 10B. Para realizar una transicion de un estado de sedestacion a uno de bipedestacion (S1 a S2), el usuario se inclina hacia delante tal como se ilustra en la FIG. 10A, lo cual desplaza el CoP hacia delante hasta un umbral predeterminado, que da inicio a la transicion de sedestacion a bipedestacion. Observese que la FIG. 10A muestra el caso en el que el CoP del usuario no esta suficientemente adelantado para iniciar una transicion desde sedestacion a bipedestacion. Para realizar una transicion desde un estado de bipedestacion (S2) a un estado de sedestacion (S1), el usuario desplaza el CoP hacia atras, de tal manera que el CoP se situa por detras del usuario, tal como se muestra en la FIG. 10B.

Finalmente, la transicion de (cualquier caso de) doble soporte a bipedestacion (es decir, o bien desde el S3 o bien desde el S4, al S2) se basa en la sincronizacion asociada con el cruce del umbral de CoP. Es decir, si el CoP no cruza el umbral de CoP antes de un tiempo dado tras el ataque del talon (es decir, si el controlador permanece en cualquiera de los estados S3 o S4 durante un espacio determinado), un cruce subsiguiente del umbral de CoP provocara una transicion a la bipedestacion (S2) en lugar de a la configuracion correspondiente de doble soporte. Es decir, una pausa suficiente durante la marcha le indica al sistema que el usuario desea permanecer de pie, en lugar de continuar caminando hacia delante. En la Tabla 2 se proporciona un resumen de todas las condiciones de conmutacion que gobiernan la interfaz de usuario con el controlador de FSM.

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Transicion

S1: a S5

S5: a S2

CM CO: a S7

S7: a S3

S3: a S8

00 CO: a S4

S4: a S9

S9: a S3

S3: a S10

S10 a S2

S2: a S6

CD CO: a S1

CM CO: a S11

S1: 1 a S4

S4: a S12

S12 a S2

Tabla 2. Condiciones de conmutacion del controlador de estados finitos CONDICIONES DE CONMUTACION DE LA MAQUINA DE ESTADOS

Condicion

El usuario se inclina adelante y empuja.

Las articulaciones de cadera y de rodilla cumplen la configuracion de Bipedestacion (S2).

El usuario se inclina adelante y a la izquierda.

Las articulaciones de cadera y rodilla cumplen la configuracion de Derecha Delante (S3).

El usuario se inclina hacia delante.

Las articulaciones de cadera y rodilla cumplen la configuracion de Izquierda Adelante (S4).

El usuario se inclina hacia delante.

Las articulaciones de cadera y de rodilla cumplen la configuracion de Derecha Adelante (S3).

El usuario realiza una pausa durante un periodo predeterminado antes de inclinarse adelante.

El usuario se inclina hacia atras.

Ha transcurrido un tiempo predeterminado.

El usuario se inclina hacia delante y a la derecha.

Las articulaciones de cadera y de rodilla cumplen la configuracion de Izquierda Delante (S4).

El usuario realiza una pausa durante un periodo predeterminado antes de inclinarse hacia delante. Las articulaciones de cadera y rodilla cumplen la configuracion de Bipedestacion (S2).

La descripcion anterior indica que los pasos derecho e izquierdo iniciados por el usuario se producen cuando la ubicacion estimada del CoP (con respecto al talon adelantado) supera un umbral dado. Los autores han observado que este planteamiento aporta una potenciacion de la robustez cuando este umbral es una funcion de la longitud del paso. Es decir, a pesar del control de trayectoria de alta ganancia en las articulaciones de la ortesis durante la fase de oscilacion, el arrastre del pie sobre el suelo, que se produce ocasionalmente, en combinacion con la distensibilidad en la estructura de la ortesis, puede alterar la longitud del paso durante la marcha. En el caso de una longitud de paso reducida, el muslo adelantado esta practicamente vertical, y el usuario puede mover mas facilmente el CoP por delante del talon adelantado. En el caso de una longitud de paso grande, el muslo adelantado forma un angulo mayor con la vertical, y el movimiento del CoP hacia delante resulta mas complicado. Por ello, el umbral del CoP durante la marcha se construyo en forma de una funcion lineal, donde el umbral del CoP (es decir, la magnitud que el CoP debe situarse delante del talon adelantado) se reduce con el aumento del tamano del paso.

En las diversas realizaciones, puede usarse cualquier sensor situado dentro de un medio auxiliar de estabilidad para proporcionar datos adicionales con el fin de determinar el COP o un estado actual dentro de la maquina de estados.

En algunas realizaciones, uno o mas transductores acusticos se pueden incorporar dentro de una o mas partes de la ortesis (por ejemplo, dentro de cualquiera de los receptaculos l09R y 109L). En dichas realizaciones, el transductor acustico se puede configurar para generar senales acusticas (es decir, vibraciones) que indican un cambio de estado. Por ejemplo, el transductor se puede hacer funcionar para proporcionar patrones espedficos de vibracion o sonido para cada estado o transicion. En otras realizaciones, los motores usados para accionar las articulaciones de cadera o de rodilla se pueden usar como transductor para emitir sonido o vibracion. Todavfa en otras realizaciones, pueden proporcionarse indicaciones visuales del estado o transicion. Es decir, se pueden proporcionar un dispositivo de visualizacion o luces para indicar el estado o transicion. Por ejemplo, en realizaciones que incluyan un dispositivo de visualizacion o luces que indiquen un estado de la batena, el dispositivo de visualizacion o luces tambien se pueden configurar para indicar visualmente el estado o transicion. Todavfa en otras realizaciones, se pueden proporcionar indicaciones de audio del estado o transicion. Es decir, se pueden proporcionar uno o mas sonidos para indicar el estado o transicion. Aun en otras realizaciones, se pueden proporcionar indicaciones tactiles del estado o transicion. Es decir, la ortesis puede incluir dispositivos con caractensticas ajustables, de manera que el estado o transicion se puede comunicar al usuario por via tactil.

La metodologfa de control anterior se ha descrito con respecto a una ortesis que incluye segmentos de muslo y de pierna para las dos piernas del usuario. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este

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aspecto. En algunas realizaciones, una ortesis se puede configurar para un movimiento asistido de una primera pierna de un usuario y permitir que el usuario mueva una segunda pierna, sana, sin asistencia. En estas realizaciones, se pueden posicionar sensores para detectar el movimiento de la pierna sana, y, a continuacion, el DES puede determinar senales de control para la primera pierna. Por ejemplo, el usuario puede llevar una funda sobre la pierna sana, tal como una pieza de ropa o una ferula, que incluya estos sensores.

3. Estimulacion electrica funcional

La ortesis descrita anteriormente se puede complementar con una estimulacion electrica funcional (FES) de los musculos del usuario (es decir, usando estimulacion electrica para provocar contracciones de los musculos del usuario). La FES puede ser controlada por el DES para proporcionar el mayor movimiento posible, siendo aportado el movimiento restante por el dispositivo asistencial.

Una de las metodologfas para proporcionar la FES complementaria es la siguiente. En primer lugar, el DES se puede configurar para obtener medidas de la cantidad de par motor requerido para un movimiento dado sin FES. Despues de esto, el DES puede utilizar esta medicion para estimar la sincronizacion y el alcance de la FES para un grupo de musculos dado. El DES puede, a continuacion, aumentar o reducir la FES para ese grupo de musculos, paso a paso, para minimizar la cantidad de par requerida por el motor en el dispositivo asistencial. Una configuracion de este tipo permite que un usuario que este llevando a cabo una rehabilitacion se base principalmente en la ortesis durante las fases iniciales de rehabilitacion y que reduzca su dependencia de la ortesis a lo largo del tiempo. Alternativamente, en el caso de un paraplejico, la FES se puede usar para estimular grupos de musculos en las piernas con el fin de provocar su uso. El beneficio resultante sena doble. En primer lugar, se proporciona una salud global mejorada cuando se permite que el usuario paraplejico lleve peso en sus piernas y se hace que los musculos de las piernas funcionen, tal como se ha descrito previamente. En segundo lugar, se reduce la cantidad de potencia necesaria para la ortesis. Es decir, en la medida en la que la FES estimula y provoca que los musculos de las piernas funcionen a lo largo del tiempo, una parte mayor del trabajo destinado a movimiento puede ser llevado a cabo por los musculos en lugar de la ortesis.

En la FIG. 11 se ilustra una disposicion general de los electrodos de FES con respecto a la ortesis. La FIG. 11 es una ilustracion esquematica para proporcionar FES al muslo derecho de un usuario usando el segmento 108R de muslo derecho de las FIGs. 1 a 4. Aunque en la presente se describe solamente el segmento 108R de muslo derecho, esto es unicamente para facilitar la explicacion. Puede usarse una configuracion similar para proporcionar una FES adicional con el otro segmento en la ortesis 100. Para proporcionar FES, el segmento 108R de muslo derecho se configura para incluir uno o mas sitios fuente 1102 de fEs en las superficies que estaran encaradas o en contacto con un muslo derecho 1104 del usuario. La disposicion de los sitios fuente 1102 de FES en la FIG. 11 se aporta unicamente con fines ilustrativos. Los sitios fuente 1102 de FES se configuran de manera que coincidan con sitios receptores 1106 de FES en el muslo derecho 1104, los cuales, a continuacion, proporcionan FES en los electrodos 1107. Observese que, en algunas realizaciones, no se requiere que los sitios receptores 1106 de FES coincidan exactamente con el posicionamiento de los electrodos 1107 en el muslo derecho 1104. Por el contrario, los sitios receptores 1106 de fEs se pueden configurar para coincidir en general con los sitios fuente 1102 de FES y estar en comunicacion directa o indirecta en los electrodos 1107 situados en algun otro lugar del muslo derecho 1104.

En las diversas realizaciones, el tamano y las disposiciones de los sitios fuente 1102 de FES, los sitios receptores 1106 de FES, y los electrodos 1107, pueden variar de acuerdo con la configuracion necesaria para la FES y/o para un usuario particular. Por ejemplo, la disposicion de los electrodos 1107 se puede seleccionar basandose en que grupos de musculos van a recibir FES. Por consiguiente, se pueden proporcionar disposiciones particulares para la FES de grupos de musculos del tendon o cuadriceps. Otros sitios probables para la colocacion y los sitios fuente de electrodos se encuentran en los aspectos anterior y posterior de los segmentos 106R y 106L de pierna. No obstante, las diversas realizaciones no estan limitadas en cuanto a este aspecto, y pueden usarse otras ubicaciones.

En algunas realizaciones, los sitios receptores 1106 de FES y los electrodos 1107 se pueden disponer por separado en el muslo derecho 1104, mediante el uso de adhesivos o similares. En otras realizaciones, los sitios receptores 1106 de FES y los electrodos 1107 se pueden disponer en el muslo derecho 1104 usando una funda 1108 llevada por el usuario sobre el muslo derecho 1104 y por debajo de la ropa 1110 del usuario. En las diversas realizaciones, la funda 1108 puede ser una pieza de ropa, una ferula, o cualquier otro tipo de dispositivo o vestimenta ponible por el usuario. Una configuracion de este tipo puede resultar ventajosa en la medida en la que reduce la necesidad de que el usuario utilice adhesivos o de que tenga que preocuparse por la alineacion correcta de todas las areas de los electrodos.

Por ejemplo, en algunas realizaciones, se pueden proporcionar conexiones por cable. Es decir, los sitios fuente 1102 de fEs se pueden cablear directamente con los sitios receptores 1106 de FES. En una configuracion por cables de este tipo, no sena necesario incluir sitios fuente 1102 de FES coincidentes. Mas bien, los cables podnan discurrir desde uno de los sitios fuente 1102 de FES a cada uno de los sitios receptores 1106 de FES. En otras realizaciones por cable, los sitios fuente 1102 de FES podnan incluir electrodos de tipo aguja que se ensamblen con contactos electricos en los sitios receptores 1106 de FES. En una configuracion de este tipo, los electrodos de tipo aguja se

configuranan para perforar la ropa 1110 que cubre los sitios receptores 1106 de FES y, asf, transmitir corriente a traves de la ropa. No obstante, las diversas realizaciones no se limitan a metodos por cable, y pueden incluir tambien metodos de FES inalambricos. Por ejemplo, puede usarse una inductancia mutua para transmitir la corriente de FES desde los sitios fuente 1102 de FES, a traves de la ropa 1110 del usuario, a los sitios receptores 1106 de 5 FES y sobre los electrodos 1107. En realizaciones de este tipo, la funda 1108 puede incluir caractensticas que ubican los sitios receptores 1106 de FES con respecto a los sitios fuente 1102 de FES a traves de la ropa 1110. Los sitios fuente 1102 de FES contendnan entonces una bobina primaria, mientras que los sitios receptores 1106 de FES contienen una bobina secundaria, de tal manera que la FES se transmite a traves de la ropa sin cables. Alternativamente, la funda 1108 podna incluir una fuente de alimentacion aparte, un generador de senales de FES, y 10 un transceptor para recibir senales de la ortesis, consiguiendo la generacion de las senales de FES y su aplicacion al usuario.

4. Ejemplos

Los ejemplos mostrados en la presente no estan destinados a limitar las diversas realizaciones. Mas bien, se presentan meramente con fines ilustrativos.

15 4.1 Evaluacion preliminar

En una primera serie de pruebas, la ortesis y el controlador previamente descritos se implementaron en un sujeto paraplejico con el fin de sustanciar la capacidad de una ortesis alimentada de acuerdo con las diversas realizaciones para proporcionar marcha asistida. La Tabla 3 muestra un desglose de la masa de la ortesis resultante, demostrando que se obtuvo una ortesis ligera.

20 Tabla 3: Desglose de la masa de la ortesis

Componente: Masa (kg) Proporcion de la Masa

Accionamiento Rotular: 3,57 30%

Armazones de Muslo: 4,08 34%

Aparatos de Cadera: 2,10 17%

Armazones de Pierna: 1,09 9%

Batena: 0,68 6%

Electronica: 0,50 4%

Total: 12,02 100%

El sujeto de las primeras pruebas fue un hombre de 35 anos (1,85 m, 73 kg) con una lesion completa T10, 8 anos tras la lesion. Las evaluaciones descritas en la presente se efectuaron en un set convencional de barras paralelas. Para los datos que se presentan a continuacion, el protocolo de evaluacion fue el siguiente. El sujeto se puso de pie 25 desde una silla de ruedas con reposapies retirados, emitiendo una orden vocal “en pie”. Observese que los reposapies, si no se retiran, dificultanan la capacidad del sujeto de acercar sus pies a la silla, y, por lo tanto, obstaculizanan su capacidad de efectuar la transicion de sedestacion a bipedestacion. Ya situado comodamente de pie, el sujeto emitio una orden vocal o bien de “paso izquierdo” o bien de “paso derecho”, y subsiguientemente, una orden vocal de “paso” para dar inicio a pasos subsiguientes. Una vez cerca del final de las barras paralelas, el sujeto 30 emitio una orden de “semipaso”, la cual le devolvio la configuracion de bipedestacion. A continuacion, el sujeto se dio la vuelta en las barras paralelas levantando su peso con sus brazos, y girando paulatinamente para caminar en la direccion opuesta. Este proceso se repitio, tfpicamente para entre cuatro y ocho largos de las barras paralelas, punto en el cual el sujeto se sento (en su silla de ruedas, emitiendo una orden vocal “sentarse”), de manera que pudieron registrarse datos del ensayo de marcha.

35 La FIG. 12 muestra datos medidos de angulos articulares para cada una de las articulaciones, en funcion del tiempo, a partir de 23 pasos derechos y 23 pasos izquierdos, solapados sobre la misma representacion. Observese que existe un retardo aproximado de un segundo entre cada paso derecho e izquierdo, tiempo durante el cual el sujeto ajustaba la parte superior de su cuerpo preparandose para ordenar el siguiente paso. La FIG. 13 muestra los datos que se muestran en la FIG. 12, con el retardo entre pasos sustituido por una lmea de trazos vertical (que indica 40 discontinuidad en el tiempo), con la base de tiempo sustituida por una base de zancada porcentual, y con los angulos articulares izquierdo y derecho solapados sobre las mismas representaciones. De esta manera, los angulos articulares de rodilla y cadera se pueden comparar cualitativamente con la cinematica articular normalizada durante la marcha, que se representa tfpicamente en funcion de la zancada. Estas trayectorias biomecanicas normales se representan tambien en la FIG. 13 en forma de lmeas de trazos. La repetibilidad de los datos de los angulos 45 articulares durante estas 23 zancadas, y la similitud de dichos datos con la biomecanica normal (particularmente con

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respecto a la amplitud de la flexion de la rodilla, y la amplitud de la flexion y la extension de la cadera), indican que la ortesis alimentada puede proporcionar una marcha asistida apropiada y repetible al usuario mientras camina. La marcha representada por estos datos se caracteriza por una velocidad de marcha media sobre el suelo de 0,22 m/s (0,8 km/h o 0,5 mi/h).

Durante la marcha representada por las FIGs. 12 y 13 se registro el consumo de potencia electrica. La potencia electrica requerida por los servoamplificadores, correspondiente a los datos mostrados en la FIG. 13, se muestra promediada sobre la totalidad de los 46 pasos (o 23 zancadas) en la FIG. 14. Tal como se muestra en la FIG. 14, se produce un consumo medio de potencia de aproximadamente 35 W para cada accionador de rodilla (durante la zancada activa), y aproximadamente 22 W para cada accionador de cadera (durante la zancada). Ademas de requerir potencia electrica durante los pasos derecho a izquierdo, los accionadores articulares tambien usan potencia para mantener la rigidez de las articulaciones en los estados de doble soporte (es decir, mientras el sujeto desplazaba su peso para prepararse para el siguiente paso). Para la secuencia de 46 pasos previamente descrita, la potencia electrica total requerida por cada accionador fue de 27 W por termino medio para cada motor de rodilla, y 21 W por termino medio para cada motor de cadera durante la fase de oscilacion de la marcha, y 26 W y 29 W, respectivamente, de potencia media para los motores de rodilla y de cadera durante la fase de apoyo de la marcha. Adicionalmente, los frenos de las rodillas requirieron por termino medio aproximadamente 7 W de potencia electrica durante la oscilacion, pero no necesitaron ninguna potencia durante el apoyo (es decir, son frenos normalmente bloqueados). Finalmente, se midio la potencia electrica media requerida por el resto del sistema incorporado distribuido y la misma fue de 7,2 W. En la Tabla 4 se resume el consumo medio medido de potencia electrica media para cada componente y cada fase del ciclo de marcha.

Tabla 4: Consumo de potencia electrica de la ortesis

Componente: Potencia Durante Potencia entre *Potencia Media

Motor de Rodilla en Oscilacion: 34,8 19,6 27,2

Motor de Rodilla en Apoyo: 35,6 16,5 26,1

Motor de Cadera en Oscilacion: 21,4 19,8 20,6

Motor de Cadera en Apoyo: 23,9 34,0 29,0

Electronica Incorporada: 7,2 7,2 7,2

Freno de Rodilla en Oscilacion: 13,5 0 6,7

Freno de Rodilla en Apoyo: 0 0 0

Total: 136,4 97,1 116,8

*Potencia media con una pausa de un segundo entre pasos (es decir, se estan realizando pasos durante el 50% del tiempo durante la “marcha”)

Con una pausa media de un segundo entre pasos (correspondientes a los datos de la marcha de 0,22 m/s representados por la FIG. 13), la potencia electrica total requerida por el sistema fue 117 W. Recuerdese que el conjunto de batena incluido en el prototipo de ortesis alimentada que se describe en la presente es una batena de polfmero de litio de 680 g con una capacidad de 115 W-h. Basandose en los datos de marcha de la FIG. 14 y la Tabla 3, la batena proporcionana aproximadamente una hora de marcha continua entre cargas. Con la velocidad sobre el suelo media (medida) previamente mencionada de 0,8 km/h (0,5 mi/h), la ortesis alimentada proporcionana un alcance de aproximadamente 0,8 km (0,5 mi) entre cargas de la batena. Observese que, si se desea, el alcance se podna incrementar facilmente, sin incurrir en una penalizacion significativa de peso, aumentando el tamano de la batena, que actualmente constituye el 6% de la masa del sistema (vease la Tabla 3). Por ejemplo, doblar el tamano del conjunto de la batena hana que se doblase el alcance y dana como resultado una masa total del dispositivo de 12,7 kg, por contraposicion a 12 kg, segun se implementa en la presente.

Tambien se uso un medidor digital de nivel de sonido durante la marcha con la ortesis para evaluar el ruido. El nivel de sonido medio, medido a un metro de la ortesis, fue aproximadamente 55±2 dBA (con un nivel de ruido ambiental de 38 dBA).

4.2 Valoracion de la idoneidad del sistema de control

En un segundo conjunto de pruebas, se valoro la capacidad del sistema antes descrito para permitir que un usuario llevase a cabo de manera autonoma los movimientos basicos asociados a la movilidad de las piernas (es decir, sentarse, ponerse de pie, y marcha nivelada) en ensayos efectuados con un sujeto paraplejico. El sujeto fue un hombre de 35 anos (1,85 m, 73 kg) con una lesion completa motora y sensorial T10 (es decir, ASIA A), 9 anos tras la lesion. Todos los datos presentados aqrn se corresponden con una marcha efectuada usando un andador como

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medio auxiliar de estabilidad. En la FIG. 15 se muestran los datos correspondientes a estas pruebas.

La FIG. 15 muestra angulos articulares (cadera izquierda y derecha, rodilla izquierda y derecha) y estado, en funcion del tiempo, para el sujeto antes identificado. La capacidad de la ortesis alimentada y la arquitectura de control para proporcionar una sedestacion, una bipedestacion y una marcha ordenadas de manera autonoma se valoro haciendo que el sujeto llevase a cabo autonomamente una prueba de tipo levantate y anda cronometrada (TUG). La prueba de TUG es una medicion clmica normalizada para valorar la movilidad de las piernas. En esta prueba, el sujeto comienza sentado en una silla, y dada una orden de inicio, se levanta, camina hacia delante tres metros, se da la vuelta, camina volviendo al punto de partida, y se sienta en la silla. Con el fin de valorar la capacidad del sujeto de controlar de manera autonoma movimientos de la ortesis, esta prueba se repitio una serie de veces, hasta que el sujeto se sintio comodo llevando a cabo la misma. Una vez que se sintio comodo con la tarea, al sujeto se le pidio que repitiese la prueba de TUG tres veces. El conjunto de datos que se corresponde con la tercera de estas tres pruebas de TUG es los datos que se muestran en la FIG. 15.

Tal como se muestra en la FIG. 15, los datos muestran los angulos articulares de rodilla y cadera derecha e izquierda correspondientes a esta prueba de TUG, junto con los estados correspondientes de la FSM. En la secuencia, el usuario comienza en el estado de sedestacion (S1), tras lo cual el sistema entra en el modo de sedestacion a bipedestacion (S5), en el cual las dos caderas y las dos rodillas proporcionan pares de torsion para facilitar la extension de las articulaciones. Despues de S5, el historial de los estados representa una serie de pasos consecutivos, seguidos por un periodo de bipedestacion (S2), durante el cual el sujeto se dio la vuelta, con la ayuda del andador. A continuacion, a la primera serie de pasos le sigue una segunda serie, durante la cual el sujeto volvio a la silla. Una vez en la silla, el sujeto entro nuevamente en el modo de bipedestacion (S2), permitiendo que el mismo se diese la vuelta, antes de volver a una posicion sentada en la silla.

Recuerdese que el umbral para el CoP durante la marcha es funcion de la longitud de los pasos. La FIG. 16A muestra el estado del sistema para varios pasos (de longitud ligeramente cambiante), en funcion del tiempo. La FIG. 16B muestra el CoP estimado (Xc) (lrnea continua) y el umbral de conmutacion del CoP (Xc) (lrnea de trazos) para los mismos pasos que en la FIG. 16A. La FIG. 16C muestra la estimacion de la longitud de los pasos (Xh) para los mismos pasos de las FIGs. 16A y 16B. Tal como se observa en las FIGs. 16A a 16C, el umbral del CoP (Xc) vana con la longitud de los pasos (Xh). En general, cuando el CoP (Xc) supera el umbral al final de la trayectoria de la fase de oscilacion, el controlador conmutara inmediatamente a la fase de oscilacion contralateral (es decir, conmutacion entre S8 y S9). Si el CoP no cruza el umbral de CoP al final de la fase de oscilacion, el controlador permanecera en la fase respectiva de doble soporte (S3 o S4) hasta que el usuario desplace el CoP para cruzar el umbral de CoP.

Las FIGs. 17A, 17B y 17C presentan las secuencias de estados finitos correspondientes, respectivamente, cada una de la primera, la segunda y la tercera pruebas de TUG. El sujeto completo las tres pruebas en 103, 128 y 112 s, respectivamente. El tiempo medio para completar la secuencia fue 114 s, con una desviacion estandar de 8,6 s (7,5%). La consistencia entre ensayos (es decir, desviacion estandar de ±7,5%) indica que el planteamiento de control antes descrito parece proporcionar unos medios repetibles para que el sujeto controle los movimientos basicos asociados a la movilidad de las piernas.

4.3 Valoracion del impacto en paraplejicos

El prototipo de ortesis y la interfaz de control previamente descritos se implementaron en un sujeto paraplejico individual para caracterizar su rendimiento en terminos de la prueba de TUG normalizada y una Prueba de Marcha de 10 metros (TMWT). El sujeto fue un hombre de 35 anos, 9 anos tras la lesion, de 1,85 m de altura, y con una masa corporal de 73 kg. Cada uno de los protocolos de las pruebas de marcha se llevo a cabo tres veces usando un andador para la estabilidad y tres veces usando muletas de antebrazo para la estabilidad. Con el fin de interpretar el esfuerzo ffsico de sujeto al usar el dispositivo, se registraron mediciones del ritmo cardiaco en reposo antes de cada prueba y, posteriormente, 30 segundos despues de completar cada prueba. Al sujeto se le pidio tambien que clasificase su nivel percibido de esfuerzo de acuerdo con la escala de Borg.

Con fines comparativos, el sujeto a continuacion repitio las pruebas con sus propios aparatos de pierna completa y un andador. Se usaron aparatos de pierna completa tradicionales tanto en la marcha redproca como en la marcha oscilante (swing-through gait) (esta ultima tfpicamente con una barra separadora que se usa para forzar el movimiento conjunto de los pies) y, por lo tanto, las pruebas se efectuaron en los dos patrones de marcha con los aparatos de pierna completa. Se tomaron de manera similar mediciones del ritmo cardiaco y puntuaciones de Borg.

La marcha en la ortesis alimentada con un andador produjo los tiempos mas rapidos tanto en la prueba de TUG como en la TMWT. Tanto los aparatos de pierna completa en la marcha oscilante como la ortesis alimentada con muletas de antebrazo fueron aproximadamente un 10% mas lentos en cada prueba. Los tiempos mas lentos se registraron con los aparatos de pierna completa en la marcha redproca, que resultaron un 66% mas lentos en las pruebas de TUG y un 35% mas lentos en las pruebas de TMWT con respecto a los tiempos logrados con la ortesis alimentada y el andador. Los resultados de las pruebas de marcha cronometradas se muestran graficamente en la FIG. 18.

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Los datos del ritmo cardiaco de antes y despues de las pruebas indicaron el menor esfuerzo del usuario durante la marcha en la ortesis con muletas de antebrazo, con solamente un aumento medio del 3,9% en el ritmo cardiaco durante la TUG y una reduccion del 1,2% durante la TMWT. La realizacion de las pruebas con la ortesis y un andador requirio un esfuerzo ligeramente mayor del usuario, indicado por un aumento medio del 10,1% durante la TUG y un aumento del 5,4% durante la TMWt. Los aparatos de pierna completa en la marcha oscilante (swing- through-gait) requirieron un esfuerzo significativamente mayor por parte del usuario, dando como resultado un aumento medio del 19,0% del ritmo cardiaco durante la TUG y un aumento del 16,1% durante la TMWT. El nivel mas alto de esfuerzo del usuario se observo durante pruebas con los aparatos de pierna completa en marcha redproca, con un aumento medio del 41,8% del ritmo cardiaco durante la TUG y un aumento del 18,4% durante la TMWT. Se observo una correlacion directa entre el aumento del ritmo cardiaco y el esfuerzo percibido del usuario. Este ultimo asigno una puntuacion de 9 en la escala de Borg a la marcha con la ortesis y muletas, un 10 a la ortesis y andador, un 13 a los aparatos de pierna completa con marcha oscilante, y un 14 a los aparatos de pierna completa con marcha redproca. En la Tabla 5 se proporciona la escala RPE de Borg.

Tabla 5: Valoracion de la escala de esfuerzo percibido de Borg

Puntuacion: Descripcion

6: Ningun Esfuerzo en Absoluto

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7,5: Extremadamente Ligero

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9*: Muy Ligero

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11: Ligero

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13**: Algo Duro

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15: Duro (Intenso)

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-| y***: Muy Duro

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^ g****: Extremadamente Duro

20: Esfuerzo Maximo

Un “9” se corresponde con un ejercicio “muy ligero”. Para un usuario sano, es como caminar lentamente con su propio ritmo durante algunos minutos. Un “13” en la escala es un ejercicio “algo duro”, pero todavfa puede continuarse con el mismo sin problemas. Un “17” o “muy duro” es muy extenuante. Un usuario sano puede todavfa continuar, pero realmente debe exigirse al maximo. Se produce una sensacion de mucha intensidad, y el usuario esta muy cansado. Un “19” en la escala es un nivel de ejercicio extremadamente extenuante. Para la mayona de las personas este es el ejercicio mas extenuante que hayan experimentado nunca.

En la FIG. 19 se muestran graficamente los datos del ritmo cardiaco (en terminos de porcentaje de cambio) y las valoraciones de Borg de pruebas de marcha cronometradas. En la Tabla 6 se proporciona un resumen de las puntuaciones de TUG y TMWT, los cambios del ritmo cardiaco y las valoraciones de Borg.

Tabla 6: Resumen de datos de pruebas de marcha cronometradas

Metodo de Marcha: Tiempo TUG (segundos) Cambio Ritmo Cardiaco (%) Tiempo TMWT (segundos) Cambio Ritmo Cardiaco (%) Valoracion de Borg

Aparatos Completos + Andador (Redproca): 178 ± 14 41,8 ± 17,1 109 ± 7 18,4 ± 5,9 14

Aparatos Completos + Andador (Oscilante): 118±3 19,0 ± 7,2 89 ± 17 16,1 ± 2,9 13

Ortesis Alimentada + Andador: 107 ± 5 10,1 ± 4,6 81 ± 10 5,4 ± 9,5 10

Ortesis Alimentada + Muletas Antebrazo: 120 ± 4 3,9 ± 5,4 89 ± 4 -1,2 ± 10,7 09

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Los resultados son valores medios de tres experimentos en cada metodo de marcha.

Aunque anteriormente se han descrito varias realizaciones de la presente invencion, debe entenderse que las mismas se han presentado unicamente a tttulo de ejemplo, y no como limitacion. Pueden realizarse numerosos cambios en las realizaciones dadas a conocer de acuerdo con la exposicion del presente documento sin desviarse con respecto al alcance de la invencion. Asf, la extension y el alcance de la presente invencion no deben quedar limitados por ninguna de las realizaciones antes descritas. El alcance de la invencion debe definirse en cambio de acuerdo con las siguientes reivindicaciones y sus equivalentes.

Aunque la invencion se ha ilustrado y descrito con respecto a una o mas implementaciones, a aquellos versados en la materia se les ocurriran alteraciones y modificaciones equivalentes tras leer y entender esta memoria descriptiva y los dibujos adjuntos. Ademas, aunque una caractenstica particular de la invencion puede haberse dado a conocer con respecto a solamente una de varias implementaciones, dicha caractenstica se puede combinar con otra u otras caractensticas de las otras implementaciones, segun pueda desearse, y segun resulte ventajoso para cualquier aplicacion dada particular.

La terminologfa usada en la presente tiene la finalidad de describir realizaciones particulares unicamente y no esta destinada a limitar la invencion. Tal como se usan en la presente, las formas del singular “un”, “una”, “el”, y “la” estan destinadas a incluir tambien las formas del plural, a no ser que el contexto indique claramente lo contrario. Ademas, en la medida en la que los terminos “incluyendo”, “incluye”, “teniendo”, “tiene”, “con”, o sus variantes se usan en cualquiera de entre la descripcion detallada y/o las reivindicaciones, dichos terminos estan destinados a ser inclusivos de una manera similar al termino “comprendiendo”. A no ser que se defina de otra manera, todos los terminos (incluyendo terminos tecnicos y cientificos) usados en la presente tienen el mismo significado que es entendido comunmente por alguien con conocimientos habituales en la materia a la cual pertenece esta invencion. Se entendera ademas que los terminos, tales como aquellos definidos en diccionarios usados comunmente, deben interpretarse de manera que tienen un significado que es consistente con su significado en el contexto de la tecnica pertinente, y no se interpretaran en un sentido idealizado o exageradamente formal a no ser que se defina expresamente asf en la presente.

Claims

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REIVINDICACIONES

1. Aparato, que comprende:

un sistema (100) de exoesqueleto que comprende una pluralidad de sensores para generar senales que indican un movimiento actual y una disposicion actual del sistema de exoesqueleto, un segmento (110) de cadera, y por lo menos una extremidad inferior que comprende un segmento (108R, 108L) de muslo y un segmento (106R, 106L) de pierna para acoplarse a una superficie lateral de una pierna de un usuario, comprendiendo el segmento (108R, 108L) de muslo:

un receptaculo (109R, 109L),

una primera articulacion alimentada (102R, 102L) dispuesta en el receptaculo (109R, 109L) y configurada para acoplar el segmento de muslo al segmento de cadera,

una segunda articulacion alimentada (104R, 104L) dispuesta en el receptaculo (109R, 109L) y configurada para acoplar el segmento de muslo al segmento de pierna,

un controlador (116R, 116L) dispuesto en el receptaculo (109R, 109L) y acoplado a la pluralidad de sensores, a la primera articulacion alimentada (102R, 102l), y a la segunda articulacion alimentada (104R, 104L), estando configurado el controlador para determinar un estado actual del sistema (100) de exoesqueleto y una intencion actual del usuario basandose en por lo menos el estado actual del sistema (100) de exoesqueleto y generar senales de control para la primera articulacion alimentada (102R, 102L) y la segunda articulacion alimentada (104R, 104L) basandose en el estado actual y la intencion actual.
2. Aparato de la reivindicacion 1, en el que la pluralidad de sensores esta dispuesta en el receptaculo (109R, 109L).
3. Aparato de la reivindicacion 1, en el que por lo menos una de la primera articulacion alimentada (102R, 102L) o la segunda articulacion alimentada (104R, 104L), comprende un motor (502), por lo menos una rueda dentada (504, 514), y por lo menos una cadena (512, 518) para transmitir un par desde el motor (502) a la rueda dentada (504, 514).
4. Aparato de la reivindicacion 3, en el que comprende ademas un sistema tensor (509, 511) de cadena para la por lo menos una cadena (512, 518).
5. Aparato de la reivindicacion 1, en el que por lo menos una de la primera articulacion alimentada (102R, 102L) o la segunda articulacion alimentada (104R, 104L) comprende un motor (502), por lo menos una polea, y por lo menos una correa para transmitir un par del motor (502) a la polea.
6. Aparato de la reivindicacion 5, en el que cada una de la primera (102R, 102L) y la segunda (104R, 104L) partes de articulacion alimentada comprende ademas un sistema tensor (509, 511) de correa.
7. Aparato de la reivindicacion 1, en el que por lo menos una de la primera articulacion alimentada (102R, 102L) o la segunda articulacion alimentada (104R, 104L) comprende por lo menos un freno (522).
8. Aparato de la reivindicacion 7, en el que por lo menos un freno (522) esta configurado para bloquearse en ausencia de alimentacion electrica.
9. Aparato de la reivindicacion 1, en el que la por lo menos una extremidad inferior del dispositivo no es para soporte de peso.
10. Aparato de la reivindicacion 1, en el que el sistema (100) de exoesqueleto comprende ademas un sistema de estimulacion electrica funcional (FES) para generar senales de estimulacion electrica funcional (FES) para musculos del usuario, como respuesta a las senales de control provenientes del controlador (116R, 116L).
11. Aparato de la reivindicacion 10, en el que el sistema de FES comprende por lo menos un sitio fuente (1002) de FES dispuesto en el receptaculo (109R, 109L), por lo menos un sitio receptor (1106) de FES dispuesto en un muslo de la pierna del usuario, por lo menos un electrodo dispuesto en el muslo y acoplado electricamente al por lo menos un sitio receptor (1106) de FES, en donde el por lo menos un sitio receptor (1106) de FES esta configurado para recibir las senales de FES provenientes del por lo menos un sitio fuente (1102) de FES.
12. Aparato de la reivindicacion 11, en el que una disposicion espacial del por lo menos un sitio fuente (1102) de FES y el por lo menos un sitio receptor (1106) de FES coinciden sustancialmente.
13. Aparato de la reivindicacion 11, en el que el por lo menos un sitio fuente (1102) de FES esta configurado para transmitir inalambricamente las senales de FES.

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14. Aparato de la reivindicacion 11, en el que el sistema de FES comprende ademas por lo menos una funda (1108) para ser Nevada por el usuario, y en donde por lo menos un sitio receptor (1106) de fEs y por lo menos un electrodo estan dispuestos en la funda (1108).
15. Aparato de la reivindicacion 12, en el que el por lo menos un sitio fuente de FES esta configurado para contactar ffsica y electricamente con la por lo menos un area de electrodo con el fin de transmitir las senales de FES.
16. Dispositivo de la reivindicacion 1, que comprende ademas por lo menos una primera biela (114R, 114L) para acoplar mecanica y electricamente el segmento (110) de cadera a la primera articulacion alimentada (102R, 102l) y por lo menos una segunda biela (112R, 112L) para acoplar al menos mecanicamente el segmento (106R, 106L) de pierna a la segunda articulacion alimentada (104R, 104L).
17. Dispositivo de la reivindicacion 16, en el que por lo menos una de la por lo menos una primera biela (114R, 114L) o la por lo menos una segunda biela (112R, 112L) comprende un dispositivo de conexion rapida.
18. Metodo de control de un aparato de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, comprendiendo el metodo:

recibir las senales de la pluralidad de sensores;

determinar un estado actual del sistema (100) de exoesqueleto basandose en las senales;

deducir una intencion actual del usuario basandose en por lo menos el estado actual del sistema (100) de exoesqueleto;

determinar un estado sucesivo para el sistema (100) de exoesqueleto basandose por lo menos en el estado actual y la intencion actual; y

generar senales de control para provocar que el sistema (100) de exoesqueleto realice una transicion al estado sucesivo.
19. Metodo de la reivindicacion 18, en el que la etapa de determinacion del estado actual comprende ademas estimar un centro de presion del cuerpo, y en donde la etapa de determinacion del estado sucesivo comprende ademas seleccionar el estado sucesivo basandose en el centro de presion.
20. Metodo de la reivindicacion 18, que comprende ademas hacer vibrar por lo menos una parte del sistema de exoesqueleto en un patron preestablecido para proporcionar retroalimentacion al usuario en relacion con el estado de control.
21. Metodo de la reivindicacion 18, que comprende ademas generar por lo menos una de entre unas indicaciones tactiles, unas indicaciones visuales, o unas indicaciones de audio para proporcionar retroalimentacion al usuario en relacion con el estado de control.
22. Metodo de la reivindicacion 18, en el que la etapa de determinacion del estado sucesivo comprende ademas seleccionar uno de una pluralidad de modos de actividad y un estado en el mencionado de la pluralidad de modos de actividad.
23. Metodo de la reivindicacion 22, en el que la pluralidad de modos de actividad comprende sedestacion, transicion de sedestacion a bipedestacion, bipedestacion, transicion de bipedestacion a sedestacion, o marcha.
24. Metodo de la reivindicacion 23, en el que la pluralidad de modos de actividad comprende ademas subir por una superficie en pendiente, bajar por una superficie en pendiente, subir escaleras, y bajar escaleras.
25. Metodo de la reivindicacion 23, en el que la pluralidad de modos de actividad comprende ademas subir un bordillo y bajar un bordillo.
26. Metodo de la reivindicacion 18, que comprende ademas generar senales de estimulacion electrica funcional (FES) para por lo menos una de las extremidades inferiores del usuario, y en donde la etapa de generacion de senales de control para el sistema propulsor comprende configurar las senales de control para el sistema propulsor basandose en las senales (FES).
27. Metodo de la reivindicacion 26, en el que la etapa de configuracion de las senales de control comprende ademas:

determinar una primera cantidad de par requerida para realizar la transicion al estado sucesivo, monitorizar una segunda cantidad de par que se genera como respuesta a las senales de FES, y configurar las senales de control para conseguir que el sistema propulsor genere una tercera cantidad de par

igual a la diferencia entre la primera y la segunda cantidades de par.
28. Soporte legible por ordenador que tiene, almacenado en el mismo, codigo legible por ordenador, para conseguir que un ordenador ejecute el metodo establecido en una cualquiera de las reivindicaciones 18 a 27.
29. Metodo de la reivindicacion 19, en el que el centro de presion se basa en un angulo del segmento (108R, 108L) 5 de muslo con respecto a un sistema de referencia interno y el estado actual.