ES2663899B2

ES2663899B2 - Sistema para asistir a caminar

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Publication number: ES2663899B2
Application number: ES201600886A
Authority: ES
Inventors: Urbano LUGRÍS ARMESTO; Javier CUADRADO ARANDA; Josep María FONT LLAGUNES; Daniel CLOS COSTA; Francisco Javier Alonso Sánchez; Francisco ROMERO SÁNCHEZ
Original assignee: Universitat Politecnica de Catalunya UPC; Universidade da Coruna; Universidad de Extremadura
Current assignee: Universitat Politecnica de Catalunya UPC; Universidade da Coruna; Universidad de Extremadura
Priority date: 2016-10-17
Filing date: 2016-10-17
Publication date: 2018-09-11
Anticipated expiration: 2036-10-17
Also published as: JP7215685B2; IL266068A; WO2018073252A1; ES2663899A1; JP2019531858A; IL266068B2; EP3525731A1; US20190231573A1; AU2017344951A1; CN110418626A; CA3040831A1; AU2017344951B2; US11766348B2; IL266068B1

Abstract

Sistema para asistir a caminar como ayuda a la marcha de lesionados medulares con control de la cadera, consistente en un par de órtesis tipo KAFO con: (a) un actuador angular en cada rodilla; (b) un sensor de orientación y aceleración en cada pierna; (c) un sistema de alimentación y control al que se conectan todos los sensores y actuadores; (d) un algoritmo de control que decide cuándo flexionar o extender la rodilla en función del ciclo de marcha, utilizando la información de los sensores.

Description

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SISTEMA PARA ASISTIR A CAMINAR DESCRIPCIÓN

Campo técnico de la invención

La presente invención se refiere a un dispositivo para ayuda a la marcha de lesionados medulares con capacidad de flexión de cadera. En particular, está relacionado con una ortesis activa para ayudar mediante actuación en rodilla y sensorización inercial a la marcha de lesionados medulares con capacidad de flexión de cadera.

Antecedentes de la invención

Un número considerable de lesionados medulares mantienen cierto control de la articulación de la cadera, pero no de rodilla ni tobillo. Estos pacientes son capaces de caminar utilizando muletas y unas ortesis pasivas que bloquean el giro de rodilla y limitan la flexión plantar del tobillo (Knee-Ankle-Foot Orthosis o KAFO). El problema de este tipo de marcha es que, al tener siempre la rodilla en extensión total, es necesario levantar anormalmente la cadera para poder dar el paso, lo que supone un coste energético muy elevado, que lleva a los pacientes a utilizar más la silla de ruedas.

En la marcha normal, la flexión de rodilla permite bajar la cadera durante la fase de balanceo, lo que reduce las oscilaciones del centro de masas, mejorando la eficiencia energética de la marcha. El uso de un dispositivo que facilite dicha flexión de rodilla haría que los lesionados medulares tendieran más a caminar en lugar de usar la silla de ruedas, con los beneficios que esto implicaría en su rehabilitación y en su salud.

Existen en el mercado algunos dispositivos activos, como el C-Brace de Otto Bock, que regulan la rigidez de la articulación de la rodilla en función de la lectura de un sensor inercial que mide la orientación de la pierna y un sensor de fuerza que mide la reacción en el contacto del pie con el suelo (ver patentes US 8,876,912 B2 y US 2010/0125229 A1). El sistema de control bloquea la rodilla en la fase de apoyo, y la libera durante la fase de balanceo. Este dispositivo, sin embargo, no está orientado a su uso por parte de lesionados medulares, sino a pacientes con cierta capacidad de caminar sin ayuda, generalmente con lesión unilateral. La patente US 7,985,193 B2 se refiere a un dispositivo similar basado en control de rigidez, pero sin especificar sensores plantares.

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También existe otra patente más genérica sobre una prótesis que controla una articulación mediante un actuador controlado a partir de la lectura de un sensor (WO 2010/120403 A2), pero se refiere únicamente a dispositivos protésicos.

Para el caso de lesionados medulares, incluso sin control de la articulación de la cadera, existen exoesqueletos para ayuda a la marcha, como el ReWalk (ReWalk Robotics Ltd, Israel), Ekso GT (Ekso Bionics, EEUU), HAL (Cyberdyne Inc, Japón), Exo-H2 (Technaid SL, España), etc. Son dispositivos de gran tamaño y precio muy elevado, que actúan sobre las articulaciones de tobillo, rodilla y cadera mediante motores eléctricos o estimulación eléctrica funcional.

Breve descripción de la invención

La presente invención se refiere a un sistema para la ayuda a la marcha de lesionados medulares con capacidad de flexión de cadera, que resuelve los problemas y limitaciones del estado de la técnica.

Más en particular se refiere a un sistema para asistir a caminar que incluye por lo menos una primera ortesis para la pierna del usuario, donde dicha ortesis dispone de un soporte para el pie, una estructura inferior para la pantorrilla, una estructura superior para el muslo, una articulación inferior entre la estructura inferior y el soporte para el pie. También dispone de una articulación superior entre la estructura inferior y la estructura superior. Este sistema incorpora además un conjunto de sensores para medir al menos las siguientes variables:

- el ángulo de inclinación (0) entre la estructura inferior y la vertical,

- el ángulo de flexión (ccr) entre la estructura inferior y superior, y

- la aceleración vertical de un punto de la estructura inferior (az);

Este sistema incluye también un actuador acoplado a la articulación superior para fijar el ángulo de flexión (a.r) cuando es activado por una unidad de control. Dicha unidad de control detecta que hay que aplicar un siguiente ciclo de flexión-extensión de la pierna de acuerdo con los valores medidos por los sensores anteriores. Se aplica dicho ciclo de flexión-extensión al variar el ángulo de flexión (ar) con el actuador de la articulación superior (rodilla).

Opcionalmente, la pluralidad de sensores incluye un giróscopo y al menos dos acelerómetros.

Preferentemente, el sistema incluye una segunda ortesis para la pierna opuesta del usuario.

5 Opcionalmente, la unidad de control puede detectar un siguiente ciclo de flexión- extensión de la pierna en función de los valores medidos por los sensores de la pierna opuesta.

Opcionalmente, la unidad de control puede detectar un siguiente ciclo de flexión- extensión de la pierna cuando aceleración vertical (az) de dicha pierna se incrementa io por encima de un umbral durante un periodo de tiempo.

Opcionalmente, la unidad de control puede detectar un siguiente ciclo de flexión- extensión de la pierna cuando aceleración vertical (az) de la pierna opuesta permanece por debajo de un umbral durante un periodo de tiempo.

Opcionalmente, la unidad de control puede detectar un siguiente ciclo de flexión- 15 extensión de la pierna en función de la velocidad angular de la pierna opuesta.

Opcionalmente, el actuador asociado a la articulación superior puede aplicar un ángulo variable en función del tiempo durante un ciclo de flexión-extensión.

Opcionalmente, el conjunto de sensores para la medición de la posición de la pierna incluye al menos un giróscopo y dos acelerómetros.

20 Opcionalmente, el ciclo de flexión-extensión es fijo y se lanza al detectar intención de marcha a partir de los datos del conjunto de sensores.

Opcionalmente, la flexión de la rodilla se define en cada instante en función de la inclinación de la pierna contraria, o bien de la velocidad angular de la pierna contraria.

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A continuación se describirán, a título de ejemplo no limitativo, algunas realizaciones de la invención, haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los cuales:

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FIG. 1 representación esquemática de una ortesis activa.

FIG. 2A representación de varias posiciones adoptadas por las ortesis para caminar.

FIG. 2B gráfica que representa el ángulo de rodilla frente al tiempo para un posible ciclo de flexión-extensión.

FIG. 3 diagrama de flujo seguido por la unidad de control.

Descripción detallada de la invención

Con referencia a la FIG. 1 se puede ver un dispositivo ejemplo de realización de la invención. El dispositivo incluye un par de ortesis tipo KAFO a las que se acopla un actuador para fijar el ángulo de flexión (ar) de la rodilla, un sensor para medir el ángulo de inclinación (0) de la pierna y opcionalmente su aceleración vertical az, una unidad de control (7) al que van conectado el conjunto de sensores (6) y el actuador (5), la unidad de control (7) implementa un algoritmo para decidir cómo variar el ángulo de rodilla en las fases de apoyo (rodilla bloqueada) y balanceo (flexión-extensión) en función de la lectura de los sensores. Este algoritmo se explica pormenorizadamente en la FIG. 3.

Volviendo a la FIG. 1, allí se muestra un ejemplo de realización donde se pueden apreciar los elementos principales. Un soporte (1) para el pie que puede ser rígido o flexible (en ocasiones denominado “antiequino”) y que sujeta el pie del usuario, una estructura rígida inferior (2) que se sujeta a la pantorrilla del paciente, una estructura rígida superior (3) que se sujeta al muslo del paciente, una articulación inferior (4) para el tobillo, entre los elementos (1) y (2). Una articulación superior (5) para la rodilla que permite flexión entre los elementos (3) y (2) y que incluye un actuador acoplado para aplicar un ángulo a la rodilla que transmite par entre las estructuras (2) y (3), un conjunto de sensores (6) anclado al elemento (2) para medir su inclinación y aceleración. Estos datos son procesados por una unidad de control (7) para aplicar un movimiento a la articulación superior (5) a través de su actuador asociado. El conjunto de sensores (6) incluye al menos un giróscopo y dos acelerómetros, para conocer en cada instante el ángulo que forma la pierna con el suelo, así como la aceleración vertical.

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La FIG. 2A muestra diferentes posiciones adoptadas por las ortesis al caminar. En la FIG. 2B se puede observar una gráfica del ángulo formado por la rodilla ar asociada a las posiciones de la FIG. 2A: en la mitad izquierda se hace una flexión; en la mitad derecha se hace la extensión correspondiente. Así, el ángulo ar de 0 grados corresponde a la rodilla completamente extendida, la flexión de la rodilla llega hasta unos 40 grados y está seguida de una extensión completa (0 grados). En la FIG. 2A se aprecia el ciclo de flexión-extensión de la pierna derecha en línea continua, mientras la izquierda, en linea discontinua, permanece apoyada y completamente extendida (bloqueo). Mencionar que los ciclos siempre serían iguales en este ejemplo concreto de realización, esto es, van a seguir una curva fija que depende del tiempo.

Como se ve en la FIG. 2B, el ángulo de la pierna izquierda es monótonamente creciente durante el balanceo de la pierna derecha, de manera que se puede usar como entrada para definir el ciclo en otras realizaciones de la presente invención, como se explicará más adelante.

En una segunda realización, el sistema se instalaría en dos ortesis, una para cada pierna. Cada ortesis con su propio actuador (5) y su conjunto de sensores (6) que se conectan a una unidad de control (7). Así, para cada pierna se puede utilizar información tanto de sus propios sensores como los de la pierna contraria si fuera preciso. La posibilidad de utilizar los datos de los sensores de un miembro para controlar el contrario puede servir para mejorar la interpretación de los datos de los sensores. De esta forma, se considera que el ciclo depende del estado de la pierna contraria, con lo que el ángulo ar de la rodilla derecha se definiría dinámicamente a partir de la evolución de la pierna izquierda (inclinación y/o velocidad de rotación).

En una variante de la invención, se puede implementar en el propio actuador de la articulación superior (5) (correspondiente a la rodilla) lleve a cabo la flexión con una cadencia concreta para adecuarla a la marcha deseada, flexionando/extendiendo, una vez que se ha detectado un ciclo. En ese caso, el actuador incorpora un controlador para que los motores hagan un recorrido prefijado (p.e. según un historial temporal de flexión-extensión de ¡a rodilla).

Opcionalmente, se pueden establecer las características deseadas de la flexión/extensión según las preferencias del usuario, por lo que puede seguir una curva diferente a la mostrada en las FIG. 2A-2B que aplicaría el actuador a la articulación superior (5) durante la marcha. En general, cuando el pie más retrasado

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se despega del suelo, de modo que se flexione la rodilla durante el balanceo de la pierna. Con el fin de detectar el instante adecuado para comenzar el ciclo de flexión- extensión, el sistema preferentemente utiliza el conjunto de sensores montados en ambas piernas, de forma que el ciclo sólo se lanza en una pierna si:

a) Primero, la aceleración vertical ha permanecido dentro de un umbral de reposo durante un tiempo mínimo.

b) Seguidamente, la aceleración vertical en dirección ascendente supera un umbral de disparo y por tanto, se interpreta que está levantando el pie.

c) Además la pierna tiene al menos una inclinación 6 mínima hacia delante.

d) Mientras, la pierna contraria supera una inclinación 0o mínima hacia atrás.

Con estas comprobaciones, se pueden establecer márgenes de seguridad para evitar que se lance un ciclo cuando en realidad el usuario no tiene intención de caminar.

En ía FIG. 3 se describe en detalle un algoritmo de control que puede implementar la unidad de control (7) y que puede considerar variables adicionales también proporcionadas por el conjunto de sensores (6), tales como la velocidad angular. Así, se aumenta la robustez al detectar la intención de marcha del usuario.

A continuación se explica con mayor detalle en los siguientes párrafos, los principales pasos llevados a cabo para decidir entre otros el momento en que se debe iniciar el ciclo. En un primer paso (PO), se inicializan variables. En el momento que el usuario levanta el talón, se produce una aceleración vertical hacia arriba az, que es captada por el acelerómetro. Si supera un umbral de activación (P3), se considera que el talón se está levantando, y en principio se lanzaría el ciclo de flexión-extensión.

Un problema relacionado con lo anterior es que, esta aceleración no sólo se supera al levantar el talón, también puede ocurrir durante el balanceo y/o en el momento del impacto del talón, al terminar el paso. Para evitar una conclusión equivocada, se puede imponer la condición de que el pie, al superar la aceleración mínima, tiene que haber estado previamente apoyado durante un tiempo mínimo Ta (P2). La condición de estar apoyado se verifica comprobando (P14) que el valor de la aceleración vertical permanezca dentro de un intervalo de aceleraciones de reposo ±a“.

Adicionalmente, para tener aún mayor certeza, en el momento de la detección se puede establecer que hayan de cumplirse otras dos condiciones más: el ángulo de

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inclinación de la pierna derecha {8 en la FIG. 2A, positivo hacia delante) debe ser mayor que un valor prefijado 9min (P4), y el de la pierna izquierda (80 en la FIG. 2A, también positivo hacia delante) debe ser menor que un valor 8™ax (P5), que normalmente representa una inclinación hacia atrás.

Con el cumplimiento de estas condiciones, es muy improbable que se produzcan lanzamientos indebidos del ciclo. Por ejemplo, si se produce una aceleración en la pierna derecha, es necesario que el sujeto se encuentre en una postura similar a la mostrada en el lado izquierdo de la FIG. 2A para que se lance el ciclo, con la pierna derecha inclinada hacia delante y la izquierda inclinada hacia atrás. Esto hace que no se produzca flexión de la rodilla cuando se levanta el pie con las piernas paralelas (por ejemplo, al darse la vuelta), o si por algún motivo se produce una aceleración en la pierna apoyada.

Otro ejemplo de una aceleración elevada se da durante el impacto del talón, pero este hecho tampoco lanzará un ciclo. La razón es que el pie no ha estado previamente en reposo (P2, P14) ya que viene de una fase de balanceo, y además las inclinaciones de las piernas no cumplen las condiciones (P4, P5), ya que la pierna que sufre la aceleración está adelantada y, por lo tanto, inclinada hacia atrás.

Estas y otras comprobaciones vienen recogidas en el diagrama de la FIG. 3. El algoritmo allí representado es utilizado por la unidad de control (7) para gobernar el funcionamiento adecuado de los ciclos de flexión-extensión.

Los bloques de decisión grises (con forma de rombo) implican mediciones de los sensores, mientras que los bloques de acción grises (rectangulares) representan comandos enviados al actuador (5).

Los pasos definidos por el algoritmo de la FIG. 3 se ejecutan en bucle en la unidad de control (7), con un paso de tiempo At, y en cada vuelta se impone un ángulo de flexión ar de la rodilla, que puede ser 0 en la fase de bloqueo (P13), o una función temporal /(t) en la fase de balanceo (P11) que puede ser similar a la gráfica de la FIG. 2B.

Las variables que aparecen en el diagrama son las siguientes:

• Variables que representan el estado del sistema:

o C: indica si se está realizando el ciclo {C=1) o la pierna permanece bloqueada (C=0).

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o t: tiempo transcurrido desde el inicio del ciclo, o ta\ tiempo que el pie ha permanecido apoyado.

• Variables que representan mediciones de los sensores:

o az: aceleración vertical medida por el acelerómetro.

o 9: ángulo entre la pierna y la vertical (positivo hacia delante).

o 60: ángulo entre la pierna contraria y la vertical (positivo hacia delante).

* Parámetros ajustables:

o a¡h: aceleración hacia arriba que hay que superar para iniciar el ciclo, o az: aceleración máxima para considerar que se está en reposo, o T : duración del ciclo de flexión-extensión (0.7s en el ejemplo de la FIG. 2B).

o Ta. tiempo mínimo de reposo previo para poder iniciar el ciclo, o 9min: ángulo mínimo de inclinación hacia delante para iniciar el ciclo, o 6™ax: inclinación máxima de la pierna contraria para iniciar el ciclo.

Nota: la inclinación se define como positiva siempre hacia delante. Por lo tanto, el parámetro 9'¡¡lCLX tendrá generalmente valor negativo.

Respecto a la fijación de las ortesis, se realiza preferentemente mediante cintas. En la parte superior e inferior se utiliza velero, y en la rodilla se pone un "galápago” que va sujeto con unas hebillas.

Aunque se han mencionado casos con dos ortesis, para una realización alternativa puede bastar con que el usuario use una sola ortesis. Entonces, el sistema dispondría únicamente de la información de un sensor inercial.

En otra realización, se podría considerar adicionalmente incrementar más la seguridad mediante una medición de la fuerza que soportan los soportes para los pies (tutores), como la proporcionada por un sensor, como por ejemplo un puente de galgas extensiométricas.

Referencias numéricas en las figuras

1 Soporte para el pie.

2 Estructura inferior.

: 3 Estructura superior.

: 4 Articulación inferior.

: 5 Articulación superior.

: 6 Conjunto de sensores.

5: 7 Unidad de control.

: P0 Inicialización variables.

: P1 Comprobación realizar ciclo.

: P2 Comprobación tiempo pierna en reposo.

: P3 Comprobación aceleración vertical de pierna.

10: P4 Comprobación ángulo de pierna con vertical.

: P5 Comprobación ángulo de pierna contraria con vertical

: P6 Establecer inicio ciclo.

: P7 Inicializar contador tiempo de ciclo.

: P8 Comprobación tiempo pierna en ciclo.

15: P9 Establecer fin ciclo.

: P10 Inicializar contador tiempo de apoyo.

: P11 Establecer un ángulo de rodilla según el tiempo.

: P12 Incrementar contador tiempo de ciclo.

: P13 Establecer ángulo de rodilla en bloqueo.

20: P14 Comprobación aceleración pierna apoyada.

: P15 Incrementar contador tiempo de apoyo.

P16 Reiniciar contador tiempo de apoyo.

En la presente descripción detallada se han explicado varias realizaciones particulares, sin embargo un experto en la materia sabrá introducir modificaciones y 5 sustituir unas características técnicas por otras equivalentes o mejoradas, dependiendo de los requisitos de cada caso, sin separarse del ámbito de protección definido por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

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REIVINDICACIONES

1. Sistema para asistir a caminar que comprende:

- al menos una primera ortesis para la pierna de un usuario, donde dicha ortesis comprende un soporte para el pie (1), una estructura inferior (2) para la pantorrilla, una estructura superior (3) para el muslo, una articulación inferior (4) entre la estructura inferior (2) y el soporte para el pie (1), y una articulación superior (5) entre la estructura inferior (2) y la estructura superior (3);

caracterizado por que comprende además:

- una pluralidad de sensores (6) configurados para medir al menos:

- el ángulo de inclinación (8) entre la estructura inferior (2) y la vertical,

- el ángulo de flexión (ar) entre la estructura inferior (2) y superior (3), y

- la aceleración vertical (az);

- un actuador acoplado a la articulación superior (5) y configurado para fijar el ángulo de flexión (crr);

- una unidad de control (7) configurada para detectar un siguiente ciclo de flexión- extensión de la pierna en función de los valores medidos por los sensores (6) y para aplicar dicho ciclo de flexión-extensión mediante la variación del ángulo de flexión (ar) a través del actuador de la articulación superior (5).
2. Sistema para asistir a caminar según la reivindicación 1, donde la pluralidad de sensores (6) comprende un giróscopo y al menos dos acelerómetros.
3. Sistema para asistir a caminar según la reivindicación 1 o 2, que comprende una segunda ortesis para la pierna opuesta del usuario.
4. Sistema para asistir a caminar según la reivindicación 3, donde la unidad de control (7) está configurada para detectar un siguiente ciclo de flexión-extensión de la pierna en función de los valores medidos también por los sensores (6) de la pierna opuesta.
5. Sistema para asistir a caminar según la reivindicación 4, donde la unidad de control (7) está configurada para detectar un siguiente ciclo de flexión-extensión de la pierna

cuando la aceleración vertical {az) de dicha pierna se incrementa por encima de un umbral durante un periodo de tiempo.
6. Sistema para asistir a caminar según la reivindicación 4 o 5, donde la unidad de control (7) está configurada para detectar un siguiente ciclo de flexión-extensión de la

5 pierna cuando aceleración vertical (az) de la pierna opuesta permanece por debajo de un umbral durante un periodo de tiempo.
7. Sistema para asistir a caminar según una cualquiera de las reivindicaciones 4 a 6, donde la unidad de control (7) está configurada para detectar un siguiente ciclo de

10 flexión-extensión de la pierna en función de la velocidad angular de la pierna opuesta.
8. Sistema para asistir a caminar según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde el actuador asociado a la articulación superior (5) está configurado para aplicar un ángulo variable en función del tiempo durante un ciclo de flexión-

15 extensión.