ES2911465T3 - Sistema de control para la reconstrucción y/o restauración del movimiento de un paciente - Google Patents

Sistema de control para la reconstrucción y/o restauración del movimiento de un paciente Download PDF

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Niek Borgers
Urs Keller
Zitzewitz Joachim Von
Jurriaan Bakker
Vincent Delattre
Hans Pflug
Klooster Maryse Van't
André Kleibeuker
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Abstract

Un sistema de control (10) para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento de un paciente, que comprende - al menos un sensor (12), - al menos un controlador (14), - al menos un programador (16), - al menos un sistema de estimulación (18), en el que el controlador (14) está conectado con el sensor (12), el programador (16) y el sistema de estimulación (18), en el que el sensor (12) está unido a una entidad de entrenamiento (22) para - crear y/o guiar un modelo de movimiento (m) para un paciente y/o - ajustar la configuración de la estimulación basándose en la entrada del sensor (12), en el que el controlador (14) está configurado y dispuesto para seguir y estimar el movimiento de la entidad de entrenamiento (22) y para traducirlo en datos de estimulación, basándose en el movimiento estimado, siendo proporcionado por el sistema de estimulación (18) al paciente para el entrenamiento del paciente (P) para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.

Description

DESCRIPCIÓN
Sistema de control para la reconstrucción y/o restauración del movimiento de un paciente
La presente divulgación se refiere a un sistema para controlar un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente, por ejemplo en el campo de la mejora de la recuperación después de trastornos neurológicos como la lesión de la médula espinal (SCI), por ejemplo después de un traumatismo. Décadas de investigación en fisiología han demostrado que la médula espinal de los mamíferos incorpora circuitos sensoriomotores que producen primitivas de movimiento (ver Bizzi E., et al., Organización modular del comportamiento motor en la médula espinal de la rana. Trends in neurosciences 18, 442-446 (1995); Levine A. J. y otros, Identificación de un nodo celular para las vías de control motor. Nature neuroscience 17, 586-593 (2014)). Estos circuitos procesan la información sensorial procedente de las extremidades en movimiento y las entradas descendentes que se originan en diversas regiones del cerebro para producir comportamientos motores adaptativos. Una lesión en la médula espinal (SCI) interrumpe la comunicación entre la médula espinal y los centros supraespinales, privando a estos circuitos sensoriomotores de los pulsos excitatorios y moduladores necesarios para producir el movimiento.
Una serie de estudios en modelos animales y en seres humanos demostró que la neuromodulación eléctrica de la médula espinal lumbar mediante la estimulación eléctrica epidural (EES) es capaz de (re)activar estos circuitos. Por ejemplo, la EES ha restaurado la locomoción coordinada en modelos animales con SCI, y los movimientos aislados de las piernas en individuos con parálisis motora (ver van den Brand R., et al., Restauración del control voluntario de la locomoción después de una lesión paralizante de la médula espinal. Science 336, 1182-1185 (2012); Angeli CA. et al., La alteración de la excitabilidad de la médula espinal permite los movimientos voluntarios después de la parálisis completa crónica en los seres humanos. Brain: a journal of neurology 137, 1394-1409 (2014); Harkema S. et al., Efecto de la estimulación epidural de la médula espinal lumbosacra en el movimiento voluntario, la bipedestación y el paso asistido después de la paraplejia motora completa: un estudio de caso. The Lancet 377, 1938-1947 (2011); Danner SM. et al., El control locomotor espinal humano se basa en generadores de ráfagas organizados de manera flexible. Brain: una revista de neurología 138, 577-588 (2015); Courtine G. et al., Transformación de los circuitos espinales no funcionales en estados funcionales tras la pérdida de la entrada cerebral. Nature neuroscience 12, 1333-1342, (2009); Capogrosso M. y otros, Una interfaz cerebro-columna que alivia los déficits de la marcha después de una lesión de la médula espinal en primates. Nature 539, 284-288 (2016)).
El documento EP 2868 343 A1 divulga un sistema para suministrar estimulación eléctrica adaptativa de la médula espinal para facilitar y restaurar la locomoción después de un deterioro neuromotor. Entre otras cosas, se divulga un sistema de circuito cerrado para el control en tiempo real de la estimulación eléctrica epidural, que comprende medios para aplicar a un sujeto una neuromodulación con parámetros de estimulación ajustables, estando dichos medios conectados operativamente con un componente de monitorización en tiempo real que comprende sensores que adquieren continuamente señales de retroalimentación de dicho sujeto. Las señales de retroalimentación proporcionan características del movimiento de un sujeto, en donde el componente de monitoreo en tiempo real está operativamente conectado con un dispositivo de procesamiento de señales que recibe señales de retroalimentación y opera algoritmos de control automático en tiempo real. Este sistema conocido mejora la consistencia de la marcha en un sujeto con una discapacidad neuromotora. Se utiliza un Algoritmo de Control Automático en Tiempo Real, que comprende un componente de pre-alimentación que emplea un modelo de una entrada y una salida (SISO), o un modelo de múltiples entradas y salidas (MISO). También se hace referencia a Wenger N. et al., La neuromodulación de circuito cerrado de los circuitos sensoriomotores espinales controla la locomoción refinada después de una lesión completa de la médula espinal, Science Translational Medicine, 6, 255 (2014).
El documento WO 2002/034331 A2 divulga un sistema de dispositivo médico implantable de circuito no cerrado que incluye un dispositivo médico implantable, junto con un dispositivo transceptor que intercambia datos con el paciente, entre el paciente y el dispositivo médico implantable, y entre una ubicación a distancia y el dispositivo médico implantable. Un dispositivo de comunicación acoplado al dispositivo transceptor intercambia datos con el dispositivo transceptor, el dispositivo médico implantable a través del dispositivo receptor, y entre el dispositivo transceptor y la ubicación a distancia para permitir la transferencia bidireccional de datos entre el paciente, el dispositivo médico implantable, el dispositivo transceptor y la ubicación a distancia. Una unidad de conversión convierte la transmisión de los datos de un primer formato de telemetría a un segundo formato de telemetría, y una interfaz de usuario permite intercambiar información entre el dispositivo transceptor y el paciente, entre el dispositivo médico implantable y el paciente a través del dispositivo transceptor, y entre el paciente y la ubicación a distancia a través del dispositivo transceptor.
El documento EP 3184145 A1 divulga sistemas para la neuroestimulación eléctrica selectiva espaciotemporal de la médula espinal. Un dispositivo de procesamiento de señales que recibe señales de un sujeto y opera algoritmos de procesamiento de señales para elaborar ajustes de parámetros de estimulación está conectado operativamente con un generador de pulsos implantable (IPG) que recibe los ajustes de parámetros de estimulación de dicho dispositivo de procesamiento de señales y es capaz de suministrar simultáneamente pulsos de corriente o voltaje independientes a uno o más conjuntos de electrodos múltiples. Las guías de electrodos están conectadas operativamente con una o más guías de electrodos múltiples adecuadas para cubrir al menos una porción de la médula espinal de dicho sujeto para aplicar una estimulación selectiva espacio-temporal de los circuitos espinales y/o las raíces dorsales, donde el IPG está conectado operativamente con una o más guías de electrodos múltiples para proporcionar una estimulación multipolar. Dicho sistema permite lograr un control eficaz de las funciones locomotoras en un sujeto que lo necesita mediante la estimulación de la médula espinal, en particular de las raíces dorsales, con selectividad espaciotemporal.
El documento EP 2652676 A1 se refiere a un control de gestos para la monitorización de las constantes vitales del cuerpo y reutiliza un acelerómetro o, más exactamente, las aceleraciones detectadas de un sensor corporal para el control del usuario del sensor corporal. Esto se consigue detectando patrones predefinidos en las señales de aceleración que no están relacionados con otros movimientos del paciente. Entre ellas se encuentran el golpear el sensor, sacudirlo y girarlo. Se describen nuevos procedimientos que permiten reutilizar la detección de la aceleración para una detección fiable de los gestos sin introducir muchos falsos positivos debidos a movimientos no gestuales como la respiración, los latidos del corazón, el caminar, etc. Se conocen soluciones similares para la detección de golpes de un usuario en los documentos US 8.326.569 y US 7.742.037.
El documento WO 2007/047852 A2 divulga sistemas y procedimientos para la estimulación neural interactiva del paciente y/o la administración de sustancias químicas. Un procedimiento de acuerdo con una realización de la invención incluye afectar a una población neuronal objetivo del paciente proporcionando al paciente al menos una de las señales electromagnéticas y una sustancia química. El procedimiento puede incluir además la detección de al menos una característica del paciente, que se correlaciona con el rendimiento del paciente en una tarea de terapia complementaria que se realiza en asociación con la afectación de la población neuronal objetivo. Además, este procedimiento puede incluir el control de al menos un parámetro de acuerdo con el cual la población neuronal objetivo se ve afectada, basándose al menos en parte en la característica detectada.
El documento WO 2017/062508 A1 divulga un sistema para controlar un dispositivo terapéutico y/o parámetros ambientales que incluye uno o más dispositivos sensores llevados en el cuerpo que detectan e informan de uno o más parámetros físicos, fisiológicos o biológicos de una persona en un entorno. Los dispositivos sensores pueden comunicar datos de sensores indicativos de los parámetros físicos, fisiológicos o biológicos de una persona a un centro externo que procesa los datos y se comunica con el dispositivo terapéutico para proporcionar una terapia (por ejemplo, neuromodulación, neuroestimulación o administración de fármacos) en función de los datos de los sensores.
El documento US 2018/117318 A1 divulga un sistema neuroprotésico para el funcionamiento en circuito cerrado del estimulador neuroprotésico, tiene un controlador que está configurado para ajustar los eventos de estimulación eléctrica desencadenados basándose en la salida del modelo de comando de movimiento motor calibrado. El documento US 2018/280700 A1 divulga un sistema para proporcionar neuromodulación y/o neuroestimulación por estimulación nerviosa central y estimulación del sistema nervioso periférico, tiene módulo de estimulación del sistema nervioso periférico para proporcionar el resultado de la estimulación. El documento US 2011/092882 divulga un procedimiento de estimulación neural interactiva con el paciente para el tratamiento de disfunciones neurológicas, que implica la detección de características del paciente, correlacionadas con el rendimiento del paciente en la tarea de terapia complementaria.
Según el estado de la técnica, el control voluntario del movimiento todavía no puede ser alcanzado por el sujeto. Es importante tener en cuenta que el paciente no es un robot y que no puede ni debe ser estimulado y controlado como tal. Por lo tanto, se echa en falta un sistema que supere los inconvenientes de la técnica anterior. En particular, se necesita un sistema que estimule al paciente no como un robot. El objetivo de la aplicación de la estimulación no es controlar al paciente, sino apoyarlo durante el entrenamiento y las actividades de la vida diaria. Por lo tanto, un sistema de control debe apoyar el circuito de control natural del propio paciente, compuesto por el cerebro, el sistema nervioso y los órganos sensoriales. Esto significa que dicho sistema de control no debe, por ejemplo, ajustar los parámetros de estimulación para forzar el movimiento de la parte inferior del cuerpo del paciente a una trayectoria de referencia determinada. En cambio, el paciente debe ser capaz de determinar, por ejemplo, la cadencia de marcha.
Es un objeto de la presente invención mejorar un sistema de neuroestimulación, por ejemplo en el campo de la mejora de la recuperación después de trastornos neurológicos como la lesión de la médula espinal, por ejemplo después de un traumatismo, especialmente en la adición de un sistema de control para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente.
Este objeto se resuelve según la presente invención mediante un sistema de control para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente, con las características de la reivindicación 1. En consecuencia, un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente, que comprende - al menos un sensor,
- al menos un controlador,
- al menos un programador,
- al menos un sistema de estimulación,
en el que el controlador está conectado con el sensor, el programador y el sistema de estimulación, en el que el sensor forma parte o está unido a una entidad de entrenamiento para
- crear y/o guiar un modelo de movimiento para un paciente y/o
- ajustar la configuración de la estimulación en función de la entrada del sensor,
en el que el controlador está configurado y dispuesto para seguir y estimar el movimiento de la entidad de entrenamiento y para traducirlo en datos de estimulación, basados en el movimiento estimado, que son proporcionados por el sistema de estimulación al paciente para el entrenamiento del paciente para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
La invención se basa en la idea básica de que en el contexto de la neuromodulación, especialmente de la neuroestimulación, los parámetros de estimulación eléctrica que definen la estimulación en un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente pueden controlarse con dicho sistema, en el que se utiliza una entidad de entrenamiento, que no es el propio paciente, sino otra entidad. De este modo, es posible un entrenamiento y una rehabilitación más definidos o incluso a distancia. El uso de un concepto general de hardware y de sensores que forman parte de una entidad de entrenamiento o que están conectados a ella, combinados en una estrategia y puestos a disposición de un paciente equipado con el sistema, permiten apoyar la función motora de las extremidades, por ejemplo, de las extremidades inferiores de pacientes con SCI completa o incompleta, para permitir el entrenamiento de rehabilitación y facilitar las actividades de la vida diaria. La entidad de entrenamiento define el movimiento, incluyendo pero no limitándose a la fase de marcha en términos de cinemática del cuerpo y/o partes del cuerpo, por ejemplo, la parte inferior del cuerpo (piernas y pies), la parte superior del cuerpo (tronco, cabeza, brazos, manos). Por lo tanto, para estimar el movimiento, es necesario determinar la cinemática del cuerpo.
Para estimar la fase de la marcha, es necesario determinar, en particular, la cinemática de la parte inferior del cuerpo. Esto puede hacerse directamente fijando sensores al cuerpo y/o a partes del cuerpo, incluyendo pero no limitándose a partes del tronco y/o del abdomen y/o a las extremidades y/o a parte de las extremidades, o indirectamente midiendo la activación muscular o midiendo la interacción entre el cuerpo y/o las partes del cuerpo, por ejemplo, las extremidades y/o parte de las extremidades y su entorno (por ejemplo, las fuerzas de reacción del suelo o el movimiento de la parte superior del cuerpo). A partir de ahí, el sistema permite estimular la médula espinal en el lugar y el momento adecuados mientras el paciente realiza diferentes tareas. Esto significa que el sistema de control no ajusta, por ejemplo, los parámetros de estimulación para forzar el movimiento del cuerpo y/o las extremidades del paciente a una trayectoria de referencia determinada.
Además, se puede mejorar la sensación general y el bienestar (por ejemplo, el tratamiento del dolor) del paciente. El programador es una aplicación instalada en un dispositivo móvil que se comunica con el controlador. El terapeuta, el fisioterapeuta o el paciente utilizan el programador para proporcionar entradas al controlador, por ejemplo, para seleccionar, iniciar y detener una tarea o configurar los parámetros de estimulación.
El programador debe permitir el ajuste de los parámetros de estimulación de una tarea, mientras la tarea se está ejecutando. Esto permite al usuario afinar la estimulación sin tener que iniciar y detener la tarea, lo que sería muy engorroso al inicio del entrenamiento de rehabilitación, cuando todas las particiones de la estimulación están desarrolladas y afinadas.
El programador incluye, pero sin limitarse a ello, un programador de fisioterapeutas (PTP) y un programador de pacientes (PP), que son aplicaciones instaladas en un dispositivo móvil que se comunican con el controlador.
La estimulación neuronal puede lograrse mediante estimulación eléctrica, optogenética (estimulación neuronal óptica), estimulación química (bomba implantable para infusión de fármacos), estimulación por ultrasonidos, estimulación por campos magnéticos, estimulación mecánica, etc.
Los sistemas de estimulación eléctrica conocidos utilizan la estimulación del sistema nervioso central (SNC), especialmente la estimulación eléctrica epidural (EES), o la estimulación del sistema nervioso periférico (SNP), especialmente la estimulación eléctrica funcional (FES).
Se sabe que la estimulación eléctrica epidural (EES) restablece el control motor en modelos animales y humanos y, más concretamente, se ha demostrado que restablece la locomoción tras una lesión de la médula espinal al activar artificialmente las redes neuronales responsables de la locomoción por debajo de la lesión de la médula espinal (Capogrosso, M., et al, Un modelo computacional para la estimulación eléctrica epidural de circuitos espinales sensoriomotores, Journal of Neuroscience , 33 (49), 19326-19340 (2013J; Courtine G., et al., Transformación de circuitos espinales no funcionales en estados funcionales tras la pérdida de la entrada cerebral, Nat Neurosci. 12(10), 1333-1342 (2009); Moraud EM., et al, Mecanismos subyacentes a la neuromodulación de los circuitos espinales para corregir los déficits de la marcha y el equilibrio después de una lesión de la médula espinal, Neuron, 89(4), 814-828 (2016)). La EES no estimula directamente las motoneuronas, sino las neuronas sensoriales aferentes antes de entrar en la médula espinal. De este modo, las redes espinales responsables de la locomoción son reclutadas indirectamente a través de esas aferentes, restaurando globalmente el movimiento de locomoción mediante la activación de las sinergias musculares necesarias.
Los sistemas de estimulación del Sistema Nervioso Periférico (SNP) utilizados hasta la fecha en la clínica se conocen como Estimulación Eléctrica Funcional (FES) que proporciona estimulación eléctrica a los músculos objetivo con electrodos de superficie, bien directamente a través de la estimulación de sus fibras motoras (estimulación neuromuscular), bien a través de un conjunto limitado de reflejos (prácticamente limitado al reflejo de retirada) o mediante la estimulación transcutánea de los nervios periféricos. La fatiga muscular resultante ha hecho que las FES no sean adecuados para su uso en la vida diaria. Además, los éxitos han seguido siendo limitados debido a los engorrosos montajes cuando se utiliza la estimulación muscular de superficie, a las necesidades insatisfechas en términos de selectividad (cuando se utiliza la estimulación nerviosa transcutánea) y a la falta de estabilidad (imposible reproducir la colocación exacta de los electrodos en el día a día cuando se estimulan los músculos, el desplazamiento de los electrodos debido a la ropa, el sudor).
Es posible proporcionar neuromodulación y/o neuroestimulación con el sistema al SNC con un sistema de estimulación del SNC y/o al SNP con un sistema de estimulación del SNP. Tanto el SNC como el SNP pueden ser estimulados al mismo tiempo o también de forma intermitente o a demanda. Estos dos paradigmas de estimulación complementarios pueden combinarse en una sola estrategia y ponerse a disposición del paciente equipado con el sistema. Por ejemplo, la neuromodulación y/o la neuroestimulación del SNC pueden utilizarse para mejorar y/o las capacidades de movimiento del paciente, especialmente de manera que las formas existentes de transferencia de señales fisiológicas en el cuerpo del paciente se apoyen de manera que las señales de comando para el movimiento del cuerpo o similares sigan siendo proporcionadas por el sistema nervioso del paciente y simplemente apoyadas y/o mejoradas o traducidas por el sistema de estimulación del SNC. La estimulación proporcionada por el sistema SNP puede utilizarse para dirigir específicamente las señales de estimulación a estructuras nerviosas periféricas específicas con el fin de desencadenar un movimiento específico y/o perfeccionar los movimientos existentes. Dicha estimulación del SNP puede utilizarse para refinar y/o completar el movimiento y/o las capacidades de movimiento del paciente. Puede utilizarse, por ejemplo, para completar la flexión o la extensión, la elevación, el giro o similares de, entre otros, los dedos de los pies, los brazos, los pies, las piernas o cualquier extremidad del paciente. Esto puede hacerse, por ejemplo, en los casos en los que se comprueba que la neuromodulación y/o neuroestimulación proporcionada por el sistema de estimulación del SNC no es suficiente para completar un movimiento o estado previsto del paciente. A continuación, dicho movimiento o estado previsto puede ser completado o apoyado por la estimulación proporcionada por el sistema de estimulación DEL SNP. La estimulación del SNP también puede utilizarse para reducir los efectos secundarios o compensar las imprecisiones de la estimulación del SNC.
El EES puede ser fásico o tónico, el SNP selectivo es siempre fásico. Se define como fásico cuando se bloquea a eventos definidos en las señales de detección (intención decodificada, decodificación continua, inicio de la actividad muscular, inicio del movimiento, evento durante un movimiento definido (despegue del pie o golpe del pie durante la marcha, por ejemplo).
Mediante la estimulación del SNP, se puede proporcionar una estimulación de los nervios de las extremidades superiores, es decir, los nervios radial, cubital y/o mediano. Además, los nervios de las extremidades inferiores, como el ciático y/o el femoral, pueden recibir estimulación del SNP. Toda la estimulación del SNP puede realizarse apuntando a uno de los nervios mencionados con electrodos intraneurales (transversales o longitudinales) o epineurales (manguito).
Mediante la estimulación del SNC se pueden estimular las siguientes estructuras nerviosas: para los movimientos de las extremidades superiores se puede estimular la médula espinal cervical o la corteza motora de la mano/brazo con el sistema de estimulación del SNC. Para los movimientos de los miembros inferiores, se puede estimular la médula espinal lumbosacra. Todos estos nervios pueden ser objeto de estimulación epidural, subdural o intraespinal/intracortical.
Tanto los sistemas de estimulación del SNP como del SNC pueden comprender generadores implantables de pulsos (IPG). Los IPG pueden utilizarse para proporcionar la corriente y las señales de estimulación necesarias para el sistema de estimulación del SNC y el sistema de estimulación del SNP.
El IPG produce los pulsos de estimulación que son entregados por un conductor con múltiples electrodos al lado de la estimulación, por ejemplo, la médula espinal. En el caso de la EES, el conductor se coloca en el espacio epidural (es decir, en el exterior del saco dural, que recubre la médula espinal y el líquido cefalorraquídeo en el que "flota" la médula espinal), encima de la médula espinal (incluidos, pero sin limitarse a ellos, los segmentos T12, L1, L2, L3, L4, L5 y S1 bilateralmente).
También es posible que se proporcionen dos IPG separados, uno para el sistema de estimulación del SNP y otro para el sistema de estimulación del SNC.
También es posible que se utilicen estimuladores externos, especialmente para la estimulación del SNP. Los parámetros de estimulación para la estimulación SNP y la estimulación EES pueden ser la frecuencia, la amplitud, el ancho de pulso y similares.
El sistema puede admitir modos de estimulación de circuito abierto o de circuito cerrado. La estimulación en circuito abierto puede realizarse cuando se ejecuta una estimulación fija predefinida sin adaptarse, por ejemplo, al movimiento del paciente. Los ajustes de la estimulación (es decir, la configuración de los electrodos, es decir, la entrega de la estimulación por medio de qué electrodo para estimular qué grupo muscular funcional en qué momentos, frecuencias y amplitudes) son determinados completamente por el terapeuta o fisioterapeuta y/o el ingeniero de campo y/o algoritmicamente. El sistema de control puede interferir con el circuito de retroalimentación natural del paciente para permitir un movimiento suave, por ejemplo, un ciclo de marcha regular comparable al de un sujeto sano. Se puede realizar una marcha en circuito cerrado, en la que se utiliza la retroalimentación para ajustar la estimulación a la marcha del paciente. Se puede realizar un ciclo de circuito cerrado, en el que se utiliza la retroalimentación para ajustar la estimulación a la fase de ciclo del paciente. Las interfaces red de sensores inalámbricos WSN (enlace inalámbrico entre los sensores y el controlador), comunicación COM (enlace inalámbrico entre un programador y el controlador) y telemetría TEL (enlace inalámbrico entre el sistema de estimulación y el controlador) conectan los distintos subsistemas del circuito de control.
Los programadores son dispositivos móviles, el sistema de estimulación se implanta en el cuerpo, el controlador se lleva en el cuerpo, y los sensores se fijan al cuerpo del paciente y/o a una o más partes del cuerpo del paciente y/o a las extremidades/pies del paciente o al manillar de una bicicleta y/o a cualquier otro aparato de entrenamiento para cualquier otro tipo de movimiento, incluyendo, pero sin limitarse a ello, el remo, el ejercicio con “step” y/o la natación. Por lo tanto, todas estas interfaces deben ser inalámbricas.
La entidad de entrenamiento puede ser un entrenador y/o fisioterapeuta.
En particular, el zapato del paciente y/o del fisioterapeuta puede estar equipado con sensores. Dichos sensores pueden colocarse en la parte superior del empeine del zapato, y/o en la parte posterior del tacón y/o debajo del tacón del zapato (por ejemplo, en un bolsillo de la suela del zapato o como suela incrustada) del paciente y/o del fisioterapeuta.
Además, la entidad de entrenamiento puede ser o comprender un aparato de entrenamiento, en el que el aparato es al menos uno de los siguientes: un exoesqueleto, un robot, una cinta de correr, una máquina de ciclismo y/o un sistema de soporte de peso corporal. En particular, el entrenador del paciente y/o sujeto puede estar equipado con al menos un sensor o más sensores.
El controlador puede estar configurado y dispuesto para rastrear y estimar el movimiento de la entidad de entrenamiento y para traducirlo en datos de estimulación, basados en el movimiento estimado, siendo proporcionados por el sistema de estimulación al paciente para el entrenamiento del paciente para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
En particular, el controlador es una plataforma corporal para ejecutar el software de control. El controlador procesa los datos que se adquieren, entre otros, del sensor, el sistema de estimulación y el programador, y programa el sistema de estimulación para que proporcione la estimulación correcta.
Además, el controlador puede estar configurado y dispuesto para que el seguimiento y la estimación del movimiento se realicen en línea y/o fuera de línea.
El seguimiento y la estimación en línea ayudan a realizar una transferencia directa del movimiento de la entidad de entrenamiento y para traducirlo en datos de estimulación que son proporcionados por el sistema de estimulación al paciente para el entrenamiento del paciente para la reconstrucción y/o restauración del movimiento. Es útil para realizar una solución en tiempo real y una transferencia de datos en tiempo real.
En este caso, el tiempo real se define como una latencia de extremo a extremo inferior a 100 ms, preferiblemente inferior a 50 ms.
La configuración fuera de línea al realizar el proceso de seguimiento y estimación fuera de línea puede permitir al controlador programar el sistema de estimulación basado en los datos registrados del sensor para un período de tiempo de al menos un movimiento completo, por ejemplo, un ciclo de marcha. Realizar el seguimiento y la estimación fuera de línea puede permitir utilizar criterios que no podrían usarse en tiempo real.
El modelo de movimiento puede ser creado para que la fase de movimiento tome siempre el mismo valor en el mismo evento. Utilizando criterios robustos que son comunes a todo tipo de movimiento sano o patológico, esto puede permitir determinar diferentes eventos de movimiento fuera de línea en los datos registrados.
Al principio de una sesión de rehabilitación, el modelo de movimiento utilizado es un modelo de movimiento general entrenado en un conjunto de sujetos diferentes, el modelo de movimiento, por ejemplo el modelo de marcha, no es por tanto perfecto, pero es suficiente para realizar algunos pasos. Todo se registra en paralelo al análisis en un búfer (memoria intermedia) de sensores. En cuanto se detecta un ciclo de movimiento completo, por ejemplo, el ciclo de la marcha, un sistema experto en línea determina el evento de movimiento pasado, por ejemplo, la marcha, y el modelo de movimiento se entrena para adaptarse a los nuevos datos. A continuación, se actualiza el modelo de movimiento utilizado en línea.
Puede ser posible detener el proceso de aprendizaje cuando el modelo de movimiento es lo suficientemente bueno y almacenarlo para futuras sesiones con el mismo paciente.
El seguimiento y la estimación del movimiento de un paciente pueden permitir el seguimiento y la estimación del propio paciente. El seguimiento y la estimación del movimiento a distancia pueden permitir que los movimientos de una entidad de entrenamiento y/o paciente y/o fisioterapeuta se copien a más pacientes al mismo tiempo.
En particular, el controlador puede permitir que el seguimiento y la estimación se realicen de un paciente a otro. Esto puede realizarse, por ejemplo, transfiriendo los ajustes de un paciente a otro. En particular, los ajustes utilizados para un paciente pueden utilizarse para el tratamiento de otro. Especialmente, los ajustes de una persona sana pueden utilizarse para el tratamiento de un paciente.
En particular, el controlador puede permitir que el seguimiento y la estimación se realicen y/o se transfieran de un paciente avanzado en el proceso de rehabilitación a pacientes menos avanzados.
Además, el controlador puede estar configurado y dispuesto para que el seguimiento y la estimación se realicen en línea y/o en tiempo real y/o con retraso.
Aparte de aplicar el campo eléctrico correcto en el lugar adecuado, la estimulación debe aplicarse en los momentos correctos y en la secuencia correcta. Puede ser muy útil para el paciente equipado con el sistema tener la estimulación en el momento o cerca del momento necesario para proceder, por ejemplo, con el movimiento deseado. El paciente debe ser capaz de predecir cuándo se producirá la estimulación para poder aprovecharla al máximo. Asimismo, la supresión del movimiento mientras se proporciona la estimulación también requiere que el paciente sepa cuándo esperar la estimulación. Cuando la estimulación no está sincronizada con el movimiento (previsto) del paciente, éste no es capaz de realizar un movimiento adecuado. Esto significa que la estimulación debe ser predecible por el paciente, ya que éste debe sincronizarse con la estimulación.
En particular, el tiempo real puede entenderse de manera que el retardo entre las señales de detección y las señales de estimulación proporcionadas no será superior a 30 ms (véase también WO 2016/0279418 A1). El control en tiempo real en el sentido de la invención y sus realizaciones preferentes, es decir, especialmente que el retardo entre las señales de detección y las señales de estimulación proporcionadas no será más de 30ms, es beneficioso para el enfoque de circuito abierto y también para el enfoque de circuito cerrado.
Existe un retraso desde la estimulación neural (por ejemplo, la médula espinal) hasta la activación muscular. En particular, los valores de retardo difieren según el tipo de músculo. El controlador puede adaptarse a este tipo de retardo de señal diferente.
Puede haber al menos dos o más sensores formando una red de sensores, en la que al menos uno de los dos o más sensores está conectado al controlador.
Utilizando una red de sensores de dos o más sensores, las estimaciones de la posición de las extremidades, por ejemplo, las estimaciones de la posición de las extremidades inferiores pueden obtenerse mediante la integración doble de la aceleración medida en combinación con la corrección de la deriva. Sin embargo, también se pueden obtener estimaciones de la posición del tronco y/o la cabeza. De este modo, la reconstrucción en tiempo no real de las trayectorias de las extremidades y/o de parte de las mismas y/o del tronco y/o de la cabeza puede realizarse con una precisión de unos pocos centímetros para sujetos sanos. En particular, el movimiento, por ejemplo, la fase de la marcha y la cadencia pueden estimarse utilizando dos sensores.
En particular, pueden colocarse dos o más sensores en un pie y/o en otra parte de una pierna, incluyendo pero sin limitarse a la canilla y/o el muslo y/o la cadera y/o otras partes del cuerpo, incluyendo pero sin limitarse al tronco, y/o uno o dos brazos y/o una o dos manos y/o otra parte de un brazo y/o la cabeza y/o el cuello del paciente para proporcionar una descripción precisa del movimiento.
Más sensores pueden mostrar diferentes topologías, incluyendo pero no limitándose a la red en estrella, red en cuerpo, red en cadena. Utilizando más sensores situados en una cadena, por ejemplo, desde la cadera hasta el pie pasando por la parte superior de la pierna, la rodilla y la parte inferior de la pierna, se pueden reconstruir las posiciones relativas de todas las articulaciones de la pierna y, por tanto, la cinemática completa de la parte inferior del cuerpo, incluidas las trayectorias del pie, pero también los ángulos de la rodilla y la cadera. En general, se pueden situar más sensores en una cadena desde la cabeza hasta los dedos del pie para determinar la cinemática del cuerpo.
Las estimaciones de posición relativa pueden estar libres de deriva.
El sistema de control puede comprender además un módulo de realidad aumentada y/o virtual, que está configurado y dispuesto para proporcionar información relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento, especialmente información relacionada con el entrenamiento a realizar o que se está realizando para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
Al simular actividades de la vida real, el paciente puede ser capaz de realizar un entrenamiento de rehabilitación en un entorno que normalmente es imposible de crear en un entorno hospitalario.
En particular, el módulo de realidad aumentada y/o virtual puede estar diseñado para ayudar en el proceso de rehabilitación y seguir el progreso del paciente. El módulo de realidad aumentada y/o virtual puede mejorar, por ejemplo, la coordinación, el equilibrio, la fuerza muscular, la amplitud de movimiento, los tiempos de reacción o la memoria.
Los módulos de realidad virtual y/o aumentada pueden utilizar diferentes tecnologías, incluyendo cascos de realidad virtual (que incluyen, por ejemplo, giroscopios, acelerómetros, sistemas de luz estructurada, sensores de seguimiento ocular, etc.), gafas, pantallas de cabeza, lentes de contacto biónicas, pantalla de retina virtual, pantalla montada en la cabeza, EyeTrap, pantallas portátiles, realidad espacial aumentada, etc.
Además, el módulo de realidad aumentada y/o virtual puede estar configurado y dispuesto para proporcionar información de gamificación relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
En particular, los movimientos del cuerpo del paciente pueden ser transferidos al mundo del juego durante una sesión de rehabilitación.
En casos específicos, esta característica puede motivar y afectar positivamente el progreso de la recuperación por parte de un paciente del control de su cuerpo y/o partes de su cuerpo, por ejemplo, las extremidades. Sincronizar el cuerpo físico en toda su capacidad expresiva con, por ejemplo, un avatar digital puede permitir al paciente analizar su movimiento en un entorno de entrenamiento respectivo.
Al menos un sensor puede ser o comprender al menos uno de una unidad de medición inercial (IMU), un sensor óptico, una cámara, un elemento piezoeléctrico, un sensor de velocidad, un acelerómetro, un sensor magnético, un sensor de par, un sensor de presión, un sensor de desplazamiento, un sensor de contacto, una unidad de medición EMG, un goniómetro, un sensor de efecto Hall y/o un giroscopio y/o una cámara de vídeo de seguimiento de movimiento, o una cámara de infrarrojos.
Algunos sensores pueden requerir una estación base fija en el entorno, incluyendo pero no limitándose a los sensores magnéticos o los sensores infrarrojos.
Los sensores electromagnéticos de posición, los sensores ópticos y las cámaras pueden estimar la posición y la orientación en 3D.
En particular, los sensores magnéticos y los sensores de campo magnético pueden incorporarse en los zapatos para caminar sobre una placa de sensores magnéticos o insertarse en la cinta de correr o en el dispositivo de detección de la fase de la marcha. La fuerza magnética puede ser detectada y adquirida por sensores magnéticos en el entrenamiento de la marcha.
Los sensores de par pueden colocarse en una manivela de bicicleta para evaluar el par durante el ciclismo.
Algunos sensores pueden ser llevados por el paciente sin adquirir una estación base fija, incluyendo pero no limitado a elementos piezoeléctricos, sensores de presión y/o sensores de torsión.
Los sensores de velocidad pueden controlar la velocidad lineal y angular y detectar el movimiento. La velocidad angular 3D puede ser estimada por el giroscopio de 3 ejes.
Dicha IMU puede medir y reportar aceleraciones 3D, velocidades angulares 3D y orientación 3D usando una combinación de uno o más de un acelerómetro, uno o más de giroscopios, y opcionalmente uno o más de un magnetómetro. Opcionalmente, también se puede incluir un sensor de temperatura para compensar el efecto de la temperatura en las lecturas del sensor. Integrando la velocidad angular evaluada por dicho uno o varios giroscopios y fusionándola con los datos de dicho uno o varios acelerómetros (filtro de Kalman), puede ser posible obtener una medición precisa del movimiento y/o ángulo de, por ejemplo, la canilla, el muslo, el pie, el brazo y/o la mano y/o el tronco y/o la cabeza. Este movimiento y/o ángulo puede tener un patrón regular y característico en sujetos sanos, pero no en un paciente lesionado. A partir de estas mediciones se puede estimar con precisión la orientación de la IMU con respecto al mundo fijo, utilizando algoritmos estándar de fusión de sensores.
Para estimar el movimiento, por ejemplo la fase de marcha, es necesario determinar la cinemática del cuerpo (inferior). Los sensores recogen datos de movimiento, en base a los cuales se determina en tiempo real la fase de movimiento, por ejemplo, la fase de marcha o la fase de pedaleo. Esto puede hacerse directamente fijando sensores a la entidad de entrenamiento y/o siendo el sensor parte de una entidad de entrenamiento, o indirectamente midiendo la activación muscular o midiendo la interacción entre el cuerpo y/o partes del cuerpo y su entorno y/o fijando sensores al cuerpo del paciente (por ejemplo, a la cabeza y/o el cuello y/o el tronco y/o una o más extremidades y/o una o más partes de las extremidades). Así, el sensor permite determinar los eventos de movimiento, por ejemplo, los eventos de la marcha con criterios comunes a todo tipo de marcha sana o patológica. La aceleración y la orientación del cuerpo y/o de una parte del cuerpo, por ejemplo, la cadera, el muslo, la canilla, el pie, el brazo, la mano, el tronco, la cabeza, pueden ser muestreadas a una velocidad suficientemente alta y con una latencia suficientemente baja, de manera que la aceleración y la orientación muestreadas y conocidas por el sistema puedan coincidir estrechamente con la aceleración y la orientación verdaderas de los pies.
En algunas realizaciones, la configuración del sensor puede funcionar en cualquier lugar de la vida diaria, sin estar limitado a una ubicación específica (como cuando se utilizan cámaras), y puede ser independiente de los dispositivos de asistencia (por ejemplo, sistema de soporte de peso corporal, andador, muletas, etc.).
El uso de un sensor de presión o de contacto puede permitir medir directamente la esencia de la postura, que es la fase de carga de peso del ciclo de la marcha.
Una unidad de medición de EMG puede detectar la actividad muscular por medio de electrodos EMG de superficie o intramusculares para los flexores y extensores.
Por medio de variables como los marcadores cinemáticos, la cinemática del paciente puede ser detectada directa o indirectamente.
Los sensores pueden llevarse en las piernas y/o en los pies y/o en el tronco y/o en la cabeza y/o en los brazos en el caso de la marcha en circuito cerrado, o bien un único sensor se acopla a la biela de la bicicleta o a uno o ambos pies del paciente en el caso del ciclismo en circuito cerrado.
Así, para el ciclismo de circuito cerrado, la estimulación puede ser determinada por el ángulo de la manivela y/o el ángulo del pie.
Los sensores de presión y los elementos piezoeléctricos pueden detectar la distribución de la presión de la suela de los alimentos, la fuerza aplicada en el suelo y el par aplicado en la biela de la bicicleta durante la fase de apoyo. Se puede estimar la fase de balanceo y de apoyo, así como, por ejemplo, el impacto del pie con el talón, la punta del pie y la fuerza aplicada.
Además, la entidad de entrenamiento puede ser el propio paciente.
En general, puede ser posible que el controlador esté integrado en el sistema de estimulación. Además, es posible que el programador esté integrado en el controlador o viceversa.
Además, el sistema de control puede comprender un módulo de preaviso, que está configurado y dispuesto para proporcionar una señal de preaviso indicativa de proporcionar un evento de estimulación próximo.
La regulación de la marcha a una referencia predefinida interfiere con el movimiento voluntario del paciente. En particular, el movimiento voluntario del paciente puede tener un gran efecto en el movimiento, ya que el control voluntario del paciente puede modular la activación muscular. Por lo tanto, el patrón de movimiento puede diferir de ser comparable al de un sujeto sano, a estar deteriorado o reducido a pesar de una estimulación idéntica. La señal de preaviso puede ayudar al paciente a ajustar el control voluntario al respectivo movimiento planificado, con lo que se puede realizar un movimiento regular. La señal de preaviso puede ser, por ejemplo, una señal sonora y/o visual y/o sensorial y/o háptica. La señal de preaviso puede incluir, entre otras, una señal sonora, una vibración, una señal luminosa, un olor, un sabor, un dolor, una temperatura (cálida, fría), una humedad, una sequía o algo similar.
En particular, la señal de preaviso puede actuar en una región umbral submotora en la que se evoca una sensación, pero no una respuesta motora.
A continuación se identifica qué parámetros de salida de control existen y se describen sus efectos sobre los nervios aferentes, así como sus efectos finales sobre la activación muscular. En base a esto, se puede seleccionar qué parámetros de salida serán controlados por el sistema de control.
Otros detalles y ventajas de la presente invención se revelarán ahora en relación con los dibujos.
Se muestra en
La Fig. 1una representación esquemática, muy simplificada, de un pulso de estimulación suministrado por un sistema según la presente invención;
Las Fig. 2A, Bla corriente y la carga necesarias para desencadenar un potencial de acción en una fibra nerviosa en función del ancho del pulso (utilizando un pulso cuadrado);
La Fig. 3una tabla que especifica los tipos de fibra, el diámetro y la función;
La Fig. 4la relación entre el retraso de la respuesta y los retrasos de la respuesta intermuscular;
La Fig. 5una tabla que especifica el movimiento previsto y el músculo agonista y el músculo antagonista implicados;
La Fig. 6conjuntos discretos de grupos musculares funcionales (FMB) y grupos musculares personalizados (CMB);
La Fig. 7una disposición general de una realización de un sistema de control para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente según la presente invención;
La Fig. 8Aun dibujo esquemático de un paciente equipado con un exoesqueleto en relación con la realización revelada en la Fig. 7 según la presente invención;
La Fig. 8Buna vista en perspectiva de un paciente equipado con el sistema de control divulgado en la Fig. 7 que comprende dos sensores según la presente invención;
La Fig. 8Cuna vista en perspectiva de un paciente equipado con el sistema de control divulgado en la Fig. 7 que comprende siete sensores;
La Fig. 8Duna vista en perspectiva de una plantilla con sensores según la presente invención; y
La Fig. 8Euna vista en perspectiva de un paciente equipado con el sistema de control divulgado en la Fig. 7 que comprende una IMU y una plantilla de presión para cada pie según la presente invención.
La Fig. 9una vista esquemática de un paciente y un entrenador (especialista en rehabilitación) según la presente invención;
La Fig. 10una vista esquemática de un paciente y un entrenador a distancia según la presente invención; La Fig. 11un diagrama de flujo del flujo de trabajo fuera de línea un sistema de control según la presente invención;
La Fig. 12un diagrama de flujo del flujo de trabajo en línea de un sistema de control según la presente invención; y
La Fig. 13un diagrama esquemático de la aceleración de la alimentación de un paciente equipado con el sistema de control divulgado en la Fig. 7.
Nótese que en lo que sigue nos referimos principalmente a la estimulación del SNC/EES. El experto en la materia puede transferir los parámetros de estimulación a la estimulación SNP/FES.
El sistema de control puede proporcionar datos de estimulación para la reconstrucción y/o restauración del movimiento para la estimulación de las fibras nerviosas aferentes utilizando pulsos de corriente eléctrica. Partiendo de este punto, se pueden identificar los siguientes parámetros de estimulación:
- Configuración de los electrodos (qué electrodos utilizar, polaridad)
- Amplitud de estimulación (pulso)
- Ancho de la estimulación (pulso)
- Frecuencia de estimulación (pulso)
La Fig. 1 ilustra una representación esquemática, muy simplificada, del pulso de estimulación, que ilustra la amplitud del pulso, el ancho del pulso y la frecuencia del pulso. Cada pulso de estimulación va seguido de un pulso de neutralización o de un período de neutralización (no representado) para eliminar la carga eléctrica del tejido con el fin de evitar daños en el mismo.
A continuación se describen los efectos de cada uno de los parámetros de estimulación.
Configuración de los electrodos: La estimulación de un grupo muscular concreto requiere la aplicación de un campo eléctrico específico en un lugar concreto de la médula espinal o directamente mediante la estimulación de las fibras motoras (estimulación neuromuscular), o a través de un conjunto limitado de reflejos o mediante la estimulación transcutánea de los nervios periféricos. Por lo tanto, en el presente sistema de control, la estimulación eléctrica puede administrarse, por ejemplo, a la médula espinal mediante un conductor con múltiples electrodos. La ubicación, la forma y la dirección del campo eléctrico que se produce pueden cambiarse eligiendo una configuración de electrodos diferente (qué electrodos se utilizan, con qué polaridad y potencial) que se utiliza para suministrar la corriente. Por lo tanto, la configuración de los electrodos puede determinar, por ejemplo, a qué raíces espinales se aplica la estimulación y, por lo tanto, a qué músculos o grupos musculares posteriores se reforzará la actividad. Amplitud y ancho de pulso: En la Fig. 2A y la Fig. 2B se muestran la corriente y la carga necesarias para desencadenar un potencial de acción en una fibra nerviosa en función del ancho del pulso (utilizando un pulso cuadrado) (ver: Merrill DR., et al. Estimulación eléctrica de tejido excitable: diseño de protocolos eficaces y seguros, J Neuroscl methods 141(2):171-98 (2005)). La Fig. 2A y la Fig. 2B muestran también la corriente reobase Irh, que es la corriente que se requiere cuando se utilizan anchos de pulso infinitamente largos, y el tiempo de cronaxia tc , que es el ancho de pulso requerido a una corriente de 2Irh.
Aunque se pueden requerir corrientes más grandes a anchos de pulso más pequeños, la carga total requerida puede disminuir con la disminución del ancho de pulso, ver la Figura 2B. Por lo tanto, los pulsos más cortos con amplitudes de corriente más altas pueden ser energéticamente beneficiosos.
Para los nervios de menor diámetro, la curva de anchura de corriente-pulso de la Figura 2A se desplaza, ya que las fibras de menor diámetro pueden requerir corrientes más altas. Por lo tanto, una corriente más alta puede activar más fibras nerviosas, ya que también se pueden activar fibras nerviosas de menor diámetro (hasta la saturación). Sin embargo, también aumenta la comunicación cruzada, ya que también pueden activarse más neuronas de las raíces vecinas. Afortunadamente, las fibras aferentes implicadas en el control motor (tipos de fibras la y lb) pueden ser todas relativamente grandes (12-20|jm), mientras que las fibras implicadas en la retroalimentación del tacto, la temperatura y el dolor (que no deben activarse) pueden ser relativamente pequeñas (0,5-12jm), como se representa en la Fig. 3. Por lo tanto, al aumentar el ancho del pulso y/o la amplitud de la corriente, las fibras de tipo la y lb pueden ser las primeras en ser reclutadas. Esto puede permitir el reclutamiento de (la mayor parte de) las fibras relevantes, manteniendo al mismo tiempo la interferencia y la incomodidad del paciente al mínimo.
Frecuencia de pulsos: La frecuencia de los pulsos puede determinar la frecuencia de los potenciales de acción generados en los nervios aferentes, suponiendo que se suministre suficiente carga en cada pulso para desencadenar los potenciales de acción. Como no puede producirse ningún nuevo potencial de acción en un nervio durante el periodo refractario, la frecuencia de los potenciales de acción desencadenados se saturará a altas frecuencias de pulsos. Este punto de saturación se sitúa generalmente en torno a los 200 Hz para las fibras aferentes (Miller JP., et al., Parámetros de estimulación de la médula espinal y su papel en la entrega de carga eléctrica: Una revisión. Neuromodulación: Tecnología en la Interfaz Neural 19, 373-384, (2016)). Sin embargo, la estimulación a frecuencias por encima del punto de saturación puede seguir siendo beneficiosa, ya que al aumentar la frecuencia se puede aumentar la carga total entregada por unidad de tiempo (es decir, la carga por segundo) sin cambiar la amplitud de la corriente o el ancho del pulso (Miller JP., et al., Parámetros de estimulación de la médula espinal y su papel en la entrega de carga eléctrica: Una revisión. Neuromodulación: Tecnología en la interfaz neural 19, 373-384, (2016)).
Posicionamiento del pulso: Muchas tareas, como caminar, requieren la activación simultánea de varios grupos musculares. Por lo tanto, para apoyar estas tareas, puede ser necesario estimular simultáneamente varios grupos musculares, cada uno de los cuales requiere un campo eléctrico y una frecuencia de pulsos específicos. Cuando se aplican simultáneamente, estos diferentes campos eléctricos pueden interactuar entre sí, lo que puede provocar efectos no deseados e incontrolados. Por lo tanto, para evitar esta situación, hay que tener cuidado de que no se apliquen simultáneamente los pulsos de estimulación individuales y sus períodos de neutralización dirigidos a diferentes grupos musculares. Esto no puede considerarse un parámetro de estimulación, pero sí identifica una característica necesaria del sistema: un algoritmo de posicionamiento del pulso.
La sección anterior describe el efecto de los parámetros de estimulación en el desencadenamiento de potenciales de acción en las fibras nerviosas aferentes. Aunque la activación de estos potenciales de acción es un paso esencial en la terapia, al final la estimulación debe permitir o apoyar al paciente en la realización de movimientos específicos de la parte inferior del cuerpo, que pueden requerir la activación de músculos o grupos musculares específicos. El efecto de los potenciales de acción desencadenados en las fibras nerviosas aferentes sobre la activación muscular puede filtrarse en el interior de la médula espinal a través de los circuitos reflejos espinales y modularse mediante el control voluntario del paciente. Por lo tanto, el efecto de los parámetros de estimulación sobre la activación muscular puede no estar perfectamente claro y puede verse afectado por variaciones intra e interpacientes. Los siguientes aspectos pueden ser relevantes aquí:
- Diferentes pacientes pueden tener diferentes niveles de control voluntario sobre la parte inferior de su cuerpo, dependiendo del tipo y la gravedad del nivel de su lesión de SCI y del estado de recuperación (espontánea). - La estimulación de las fibras nerviosas aferentes puede ayudar o permitir la activación de los músculos correspondientes, pero no necesariamente puede forzar el movimiento. El paciente puede modular la activación (por ejemplo, dar un paso grande o pequeño sin cambiar la estimulación), o incluso resistirse completamente al movimiento de la pierna. Esto puede variar según el paciente y puede cambiar con el aumento de la recuperación.
- Conjetura: Dado que la médula espinal flota en el líquido cefalorraquídeo, la distancia entre la médula espinal y los electrodos del conductor puede variar (sobre todo en función de la postura del paciente: decúbito prono -gran distancia, decúbito supino - pequeña distancia). Otra hipótesis puede ser que, debido a los cambios de postura, el grosor de la capa de grasa epidural poco conductora entre los electrodos del conductor y la duramadre/el líquido cefalorraquídeo cambie, lo que provoca un cambio de impedancia visto por los electrodos, y da lugar a una alteración de la estimulación de corriente/tensión suministrada por la electrónica. Como resultado, el efecto de la estimulación aplicada (incluyendo el inicio y la saturación del músculo) también puede variar con la postura del paciente. Aunque esta conjetura no está probada, los pacientes pueden aprovechar los efectos descritos para modular la intensidad de la estimulación variando su postura: inclinarse hacia delante reduce la intensidad, inclinarse hacia atrás la aumenta.
- La mayoría de las veces se utilizan frecuencias de pulso entre 40 y 120Hz, aunque teóricamente se puede estimular hasta 500Hz, ya que esto puede tener beneficios para la selectividad en la activación muscular y la mejora del control voluntario del paciente.
Puede ser posible que, en general, el aumento de la amplitud del pulso no conduzca a un mayor reclutamiento de las fibras musculares (con el correspondiente aumento de la comunicación cruzada), y que el aumento de la frecuencia de estimulación conduzca a una mayor activación muscular sin afectar a la comunicación cruzada. Sin embargo, el aumento de la frecuencia de estimulación puede reducir la intensidad de la propiocepción natural y provocar una disminución de la sensibilidad en la pierna del paciente. Esto se debe probablemente a la colisión de las entradas sensoriales naturales con los potenciales de acción antidrómica generados por la estimulación eléctrica. A altas frecuencias (por encima de 100 Hz), los pacientes pueden incluso referir una pérdida completa de la sensibilidad de la pierna y "sentir que caminan sin piernas". Se trata de una situación incómoda que requiere que el paciente dé un salto de fe a cada paso, creyendo que la pierna que ya no siente le sostendrá durante la siguiente fase de postura. Por lo tanto, puede ser necesario ajustar el equilibrio entre la amplitud y la frecuencia de la estimulación para encontrar el compromiso óptimo entre la limitación de la interferencia y la pérdida de sensibilidad. Las simulaciones sugieren que una posible solución puede ser cambiar el dominio de estimulación a amplitudes más bajas e incluso a una frecuencia más alta, de manera que con un número mínimo de fibras estimuladas se desencadene la misma cantidad de actividad en la médula espinal. Esta hipótesis requiere una validación mediante datos clínicos adicionales. Por último, también se puede identificar que diferentes pacientes requieren una estimulación diferente, es decir, que los ajustes óptimos de frecuencia y amplitud pueden variar mucho entre los pacientes. Por lo tanto, la relación entre la amplitud y la frecuencia de la estimulación en la activación muscular puede ser todavía en gran parte poco clara. Además, los ajustes óptimos de la estimulación pueden variar durante el día, el dispositivo de asistencia que se utilice (muletas, andador, etc.), con el paso del tiempo con la mejora de la recuperación, y con el objetivo del entrenamiento o la actividad.
Sincronización: Además de aplicar el campo eléctrico correcto en el lugar adecuado de la médula espinal, es posible que también deban aplicarse en los momentos adecuados y en la secuencia correcta. A continuación se enumeran los aspectos temporales relevantes que se identifican.
- Existe un retardo desde la estimulación en la médula espinal hasta la activación del músculo (valores típicos del orden de 0-30ms dependiendo del músculo, ver Fig. 4, LVLat = vasto lateral izquierdo, RVLat = vasto lateral derecho, LII = iliopsoas izquierdo, RII = iliopsoas derecho, LRF = recto femoral izquierdo, RRF = recto femoral derecho, LST = semitendinoso izquierdo, RST = semitendinoso derecho, LTA = tibial anterior izquierdo, RTA = tibial anterior derecho, LMG = gastrocnemio medial izquierdo, RMG = gastrocnemio medial derecho, LSol = sóleo izquierdo, RSol = sóleo derecho, LFHL = flexor largo izquierdo, RFHL = flexor largo derecho).
- Aunque la EES permite a los pacientes realizar movimientos, es posible que el paciente tenga que ser capaz de predecir cuándo se producirá la estimulación para poder aprovecharla al máximo. Asimismo, la supresión del movimiento mientras se proporciona la estimulación también requiere que el paciente sepa cuándo esperar la estimulación. Por lo tanto, la previsibilidad del momento de la estimulación es esencial.
- Cuando la estimulación no está sincronizada con el movimiento (previsto) del paciente, éste puede no ser capaz de realizar un movimiento adecuado. En este caso, esto puede significar que la estimulación debe ser predecible por el paciente, ya que éste debe sincronizarse con la estimulación.
- La duración de la estimulación para el balanceo de las piernas durante la marcha puede necesitar un ajuste fino.
En algunos pacientes, el aumento de la duración de esta estimulación en 100 ms hizo que el paciente salte en lugar de realizar un paso adecuado.
Una resolución de 20ms puede ser suficiente para sintonizar los tiempos de estimulación (es decir, los tiempos de encendido/apagado de la estimulación para un grupo muscular específico pueden no necesitar ser controlados con una precisión inferior a 20ms). Dada la disponibilidad de datos actual, el control de los tiempos a resoluciones inferiores a 20 ms no parece mejorar la eficacia de la estimulación.
Basándose en las secciones anteriores, los parámetros de estimulación pueden ser seleccionados en el sistema de control. Esto puede determinar el espacio de salida de control que se utiliza y, por tanto, la complejidad del problema de control y la eficacia potencial del sistema de control.
Primero se discute qué espacios de parámetros pueden ser reducidos o eliminados. El espacio de salida de control restante se resume a continuación.
Configuración de los electrodos: La marcha, así como otros movimientos de las extremidades inferiores, puede estar compuesta por una flexión y una extensión bien coordinadas de las articulaciones de la parte inferior del cuerpo mediante la contracción de los músculos agonistas y la relajación de los músculos antagonistas. El conjunto específico de músculos agonistas y antagonistas para la flexión y la extensión específicas de la articulación puede agruparse, y como el número de articulaciones es limitado, esto significa que sólo puede ser necesario estimular un pequeño conjunto discreto de grupos musculares. Para cada flexión y extensión de la articulación, un programador espacio-temporal (STP para programar el espacio y el tiempo de estimulación) ayudará a crear la configuración óptima de los electrodos para la activación de los músculos agonistas, evitando al mismo tiempo la activación de los músculos antagonistas (así como la activación de los músculos del lado contralateral). Esto puede hacerse mediante un procedimiento llamado mapeo funcional. Definimos los Grupos Musculares Funcionales (FMB), como las configuraciones de estimulación resultantes para cada grupo muscular específico. Se han identificado al menos 12 FMB específicos para el uso del sistema de control, que se enumeran en la Figura 5 con sus correspondientes agonistas y antagonistas.
Como la flexión de la rodilla y la extensión de la cadera implican al semitendinoso, no es físicamente posible dirigir la flexión de la rodilla y la extensión de la cadera por separado. Por lo tanto, la figura 5 no incluye la flexión de la rodilla (podría considerarse redundante con respecto a la extensión de la cadera).
Además de los 12 FMB enumerados en la Fig. 5, también se prevé que el entrenador/terapeuta/fisioterapeuta pueda crear Grupos Musculares Personalizados (CMB). La creación de CMB puede ser útil en caso de que el entrenador/terapeuta/fisioterapeuta quiera aplicar una estimulación que no se dirija específicamente a ninguno de los 12 grupos musculares a los que se dirige el FMB, o en caso de que el entrenador/terapeuta/fisioterapeuta quiera utilizar una variante de uno de los 12 FMB en una tarea específica.
Por lo tanto, limitando las configuraciones de electrodos al conjunto discreto de FMB y CMB (frente a un número infinito de configuraciones de electrodos posibles), la complejidad del problema de control puede reducirse considerablemente sin afectar significativamente a la eficacia potencial del sistema de control. La estimulación para una tarea se reduce entonces a la estimulación de (un subconjunto de) los FMB y CMB predefinidos, véase la Fig. 6. En este ejemplo, la Estabilidad del Tronco Derecho se utiliza tanto en la Tarea 1 como en la Tarea 2.
El procedimiento de mapeo funcional puede requerir la medición de la respuesta de cada uno de los músculos enumerados en la Figura 5 con sensores EMG. Debido al gran número de músculos, esto requiere colocar muchos sensores de EMG al paciente (lo que lleva mucho tiempo) y procesar una gran cantidad de datos. Además, como el movimiento del paciente puede inducir artefactos de señal, el mapeo funcional puede realizarse mejor mientras el paciente no se mueve. Por estas razones, el procedimiento de mapeo funcional puede realizarse en una sesión separada utilizando un STP para programar el espacio y el tiempo de estimulación, y no, por ejemplo, de forma adaptativa dentro del sistema de control. Por lo tanto, la configuración de FMB y CMB puede considerarse como algo dado al sistema de control.
Ancho de pulso: Desde el punto de vista del desencadenamiento de los potenciales de acción en las fibras nerviosas aferentes, los parámetros del ancho y la amplitud del pulso pueden estar estrechamente relacionados y determinar conjuntamente qué fibras nerviosas aferentes se reclutan. El aumento del ancho del pulso puede permitir reducir las amplitudes y la disminución del ancho del pulso puede permitir reducir el consumo de energía (ya que la carga total requerida para desencadenar un potencial de acción disminuye con la disminución del ancho del pulso, véase la Figura 2B) y estimular más FMB simultáneamente o a frecuencias más altas. Sin embargo, desde el punto de vista del control, los dos parámetros pueden ser (casi) redundantes, ya que el aumento de cualquiera de ellos puede conducir al reclutamiento de más fibras nerviosas aferentes en un área mayor.
Los anchos de pulso por debajo del tiempo de cronaxia tc pueden requerir rápidamente altas corrientes (y por lo tanto altos voltajes), lo cual es difícil de producir y puede llevar a la incomodidad del paciente. Más allá de tc , la curva fuerza-duración de la Figura 2A es casi plana, por lo que aumentar el ancho del pulso más allá de tc tiene poco efecto en las amplitudes requeridas, mientras que aumenta el consumo total de energía. Considerando también que tener una anchura de pulso fija simplifica el posicionamiento del pulso, se elige que el ancho del pulso sea fijo (en un valor cercano al tiempo de cronaxia tc tal que tanto el consumo de energía como las amplitudes de corriente requeridas permanezcan bajas, donde tc ~ 200 ps para las fibras nerviosas aferentes de la raíz dorsal en seres humanos). Esto reduce la complejidad del problema de control al reducir el número de parámetros de salida.
Esto puede dejar los siguientes parámetros de estimulación para ser controlados en el tiempo por el sistema de control:
- Qué FMB estimular
- Amplitud de estimulación por FMB
- Frecuencia de estimulación por FMB
El posicionamiento del pulso puede considerarse un problema de nivel inferior y, por lo tanto, puede no ser una salida directa del sistema de control (característica del sistema). El posicionamiento de los pulsos será realizado por el IPG.
Aunque se ha considerado la posibilidad de combinar la amplitud y la frecuencia en un único parámetro de "intensidad", puede que no se contemple hacerlo para el sistema de control, ya que estos parámetros pueden tener efectos muy diferentes. Al desencadenar los potenciales de acción en las fibras nerviosas aferentes, la amplitud y la frecuencia pueden ser parámetros independientes: la amplitud determina en qué fibras nerviosas aferentes se desencadenan los potenciales de acción, y la frecuencia determina el ritmo al que se desencadenan. Por lo tanto, en principio la amplitud determina qué fibras musculares se activan, la frecuencia determina la intensidad, aunque no está claro si la independencia de los dos parámetros también se mantiene para la activación muscular debido al procesamiento de la señal que se produce en la médula espinal. Además, puede ser evidente que para algunos pacientes la modificación de la amplitud da los mejores resultados, mientras que para otros pacientes la frecuencia puede ser el parámetro más útil.
Como la relación precisa entre la frecuencia y la amplitud no se conoce en el contexto clínico, puede no ser recomendable combinar la frecuencia y la amplitud en un solo parámetro. Por lo tanto, la frecuencia y la amplitud de la estimulación pueden ser controladas independientemente una de la otra.
A continuación se describen con mayor detalle el sensor, el controlador, el programador y el sistema de estimulación (por ejemplo, IPG) de la presente invención.
Sensores: Sensores alimentados por baterías, que se llevan en el cuerpo (directa o indirectamente, y/o sensores colocados y/o integrados en una o más entidades de entrenamiento), que recogen datos de movimiento y los envían al controlador. Su uso previsto es capturar los parámetros de movimiento del cuerpo.
Controlador: Dispositivo alimentado por batería, que se lleva en el cuerpo (directa o indirectamente), que recibe datos de los sensores y puede enviar comandos de estimulación al IPG para tareas específicas (por ejemplo, un ejercicio de actividad/entrenamiento). Su uso previsto es determinar los ajustes óptimos de estimulación para cualquier tarea y proporcionar esta información al IPG. Además, este dispositivo puede sacar el IPG del modo de estantería, cargar la batería del IPG de forma transcutánea e iniciar una prueba de integridad de los conductores del IPG.
Programador: El programador, o también llamado programador clínico, puede utilizarse para recibir, entre otras cosas, parámetros de estimulación, datos del paciente, datos fisiológicos, datos de entrenamiento, etc.
Puede comprender un programador espacio-temporal (STP) para, por ejemplo, programar el espacio y el tiempo de la estimulación, un programador fisioterapeuta (PTP) para, por ejemplo, permitir al fisioterapeuta ajustar la estimulación, y un programador paciente (PP) para, por ejemplo, permitir al paciente seleccionar un programa de estimulación específico.
El Programador de Tiempo Espacial (STP), el Programador de Fisioterapeutas (PTP) y el Programador de Pacientes (PP) pueden ser incorporados como aplicaciones instaladas en un dispositivo móvil que se comunican con el controlador. Son utilizados por el médico tratante (TP), un fisioterapeuta (PT), o el Paciente para proporcionar entradas al controlador, por ejemplo, seleccionar, iniciar y detener una tarea o configurar los parámetros de estimulación.
El programador puede permitir el ajuste de los parámetros de estimulación de una tarea, mientras la tarea se está ejecutando. Esto permite al usuario afinar la estimulación sin tener que iniciar y detener la tarea, lo que sería muy engorroso al inicio del entrenamiento de rehabilitación, cuando todas las particiones de la estimulación están desarrolladas y afinadas.
En general, el programador puede tener la siguiente estructura:
En una primera realización, el programador puede estar incorporado de tal manera que es posible recibir, entre otras cosas, pero sin limitarse a los parámetros de estimulación, los datos del paciente y similares, comprobar y/o reprogramar los datos de estimulación y enviarlos de vuelta, por ejemplo, al controlador.
El programador es, en esta primera realización, capaz de recibir datos del sistema (parte del) implantado (por ejemplo, el controlador), mostrar datos, recibir entradas del usuario y luego enviarlas de vuelta al controlador. En otras palabras: El programador puede recibir, procesar y reenviar los datos.
En una segunda realización, el programador puede recibir datos de una base de datos remota. La base de datos puede estar vinculada, por ejemplo, con el sistema de estimulación a través de una interfaz separada, que está configurada para la transferencia de datos del sistema a la base de datos únicamente.
El programador es, en esta segunda realización, capaz de recibir datos de la base de datos remota, mostrar datos, recibir entradas del usuario y luego enviarlas al controlador. En otras palabras: El programador sólo está en conexión con el controlador para enviar datos, no recibe datos del controlador ni de ninguna de las partes del sistema implantadas.
Sistema de estimulación, aquí IPG: Generador implantable de pulsos. Un dispositivo alimentado por baterías que genera la estimulación eléctrica, implantado subcutáneamente. Su uso previsto es suministrar estimulación eléctrica al conductor en función de la orden recibida del controlador.
La Fig. 7 muestra una disposición general de una realización del sistema de control 10 para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente P según la presente invención.
El sistema de control 10 comprende uno o más sensores 12, mientras que dos o más sensores podrían formar una red de sensores.
Además, el sistema de control 10 comprende en la realización mostrada un controlador 14.
Además, el sistema de control 10 comprende un programador 16.
También hay un generador implantable de pulsos (IPG) 18.
En una realización alternativa, el generador de pulsos puede ser también un generador no implantable de pulsos. El sistema de control puede comprender además un conductor 20.
El conductor 20 puede ser un cable de conexión (es decir, un cable conductor) con uno o más electrodos.
Los uno y más electrodos pueden estar dispuestos en una paleta conductora conectada al conductor.
En una realización, el controlador 14 se lleva en el cuerpo, el programador 16 es un dispositivo móvil, el IPG 18 está implantado en el cuerpo, y el o los sensores 12 están unidos a las extremidades/pies del paciente o a una entidad de entrenamiento 22.
La entidad de entrenamiento 22 podría ser una bicicleta.
En una realización, la entidad de entrenamiento 22 podría ser un entrenador T y/o un fisioterapeuta.
Uno o más sensores 12 están conectados al controlador 14.
La conexión entre uno o más sensores 12 y el controlador 14 es una conexión bidireccional.
La conexión entre uno o más sensores 12 y el controlador 14 es, en la realización mostrada, una conexión directa. Sin embargo, también sería posible una conexión indirecta (es decir, entre otro componente del sistema de control 10).
La conexión entre el o los sensores 12 y el controlador 14 se establece en la realización mostrada a través de una red inalámbrica WSN.
Sin embargo, también una conexión por cable sería generalmente posible.
Además, el controlador 14 está conectado al programador 16, en la realización mostrada por medio de una conexión directa COM (también llamada "línea de comunicación").
Sin embargo, también una conexión indirecta sería generalmente posible.
La conexión entre el controlador 14 y el programador 16 se establece en la realización mostrada a través de un enlace inalámbrico.
Sin embargo, también una conexión por cable sería generalmente posible.
El controlador 14 está conectado al IPG 18 en la realización mostrada a través de una conexión directa.
Sin embargo, también sería posible una conexión indirecta (es decir, con otro componente del sistema de control 10 en el medio).
La conexión entre el controlador 14 y el IPG 18 se establece en la realización mostrada a través de un enlace inalámbrico TEL.
Sin embargo, también una conexión por cable sería generalmente posible.
El IPG 18 está conectado al conductor 20.
Por medio de uno o varios sensores 12 se pueden detectar y utilizar por el sistema de control 10 señales indicativas de un movimiento, por ejemplo, el movimiento de posición de una extremidad, por ejemplo, un pie o una mano, o el tronco o la cabeza u otras partes del cuerpo.
Las señales de los sensores se transfieren al controlador 14 y allí se procesan.
El controlador 14 procesa los datos que provienen, por ejemplo, del sensor 12, del IPG 18 y del programador 16. Mediante el controlador 14 se ejecuta el software de control.
Por medio del programador 16 se proporcionan entradas al controlador 14, por ejemplo, seleccionar, iniciar y detener una tarea o configurar los parámetros de estimulación.
Generalmente es posible que el programador 16 permita ajustar los parámetros de estimulación de una tarea, mientras la tarea se está ejecutando.
En general, es posible que el programador 16 sea utilizado por un terapeuta, fisioterapeuta o paciente.
El controlador 14 programa el IPG 18 para suministrar la estimulación correcta a través del conductor 20.
A través del conductor 20 y el/los respectivo/s electrodo/s se puede proporcionar estimulación, aquí EES.
Alternativamente, también se pueden proporcionar otras señales de estimulación adecuadas.
En particular, también podría proporcionarse estimulación del SNP.
En particular, la estimulación del SNP podría ser proporcionada por un IPG 18.
En general, el sistema de control 10 crea y/o guía un modelo de movimiento m para un paciente y/o ajusta la configuración de la estimulación basándose en la entrada del sensor 12.
Sin embargo, también un sistema de estimulación externa podría ser generalmente posible.
No se muestra con mayor detalle en la Fig. 7 el hecho de que uno o más sensores 12 son parte de o están unidos a una entidad de entrenamiento 22.
Obsérvese que la entidad de entrenamiento 22 podría ser también el propio paciente P.
También es posible que el controlador 14 rastree y/o estime el movimiento de la entidad de entrenamiento 22 para traducirlo en datos de estimulación, basados en el movimiento estimado, siendo proporcionados por el sistema de estimulación 18 al paciente para el entrenamiento del mismo.
No se muestra en la Fig. 7 que el sistema de control 10 puede comprender un módulo de preaviso, que está configurado y dispuesto para proporcionar una señal de preaviso indicativa de que se va a producir un evento de estimulación.
En particular, la señal de preaviso puede actuar en una región umbral submotora en la que se evoca una sensación, pero no una respuesta motora.
No se muestra en la Fig. 7 que el al menos un sensor 12 es una unidad de medición inercial (IMU).
En una realización alternativa, el al menos un sensor 12 podría ser también un sensor óptico, una cámara, un elemento piezoeléctrico, un sensor de velocidad, un acelerómetro, un sensor de campo magnético, un sensor de torsión, un sensor de presión, un sensor de desplazamiento, una unidad de medición EMG, un goniómetro, un sensor de posición magnética, un sensor de efecto Hall, un giroscopio y/o cámaras de vídeo de seguimiento de movimiento, o cámaras de infrarrojos.
No se muestra en la Fig. 7 que el sistema de control 10 podría comprender además un módulo de realidad aumentada y/o virtual, que está configurado y dispuesto para proporcionar información relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento, especialmente información relacionada con el entrenamiento a realizar o que se está realizando para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
Además, no se muestra en la Fig. 7 que el módulo de realidad aumentada y/o virtual podría estar configurado y dispuesto para proporcionar información de gamificación relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
Además, no se muestra en la Fig. 7 que podría ser generalmente posible que el controlador 14 y/o el programador 16 estén integrados en el IPG 18 o viceversa. Además, podría ser posible que el programador 16 esté integrado en el controlador 14 o viceversa.
En general, cada uno de los componentes del sistema de control 10 podría integrarse en cualquier otro componente del sistema de control 10.
Según el estado de la técnica, el control voluntario del movimiento todavía no puede ser alcanzado por el sujeto. Es importante tener en cuenta que el paciente no es un robot y que no puede ni debe ser estimulado y controlado como tal. Por lo tanto, se echa en falta un sistema que supere los inconvenientes de la técnica anterior. En particular, se necesita un sistema que estimule al paciente no como un robot. El objetivo de la aplicación de la estimulación no es controlar al paciente, sino apoyar al paciente durante el entrenamiento y las actividades de la vida diaria.
Por lo tanto, el sistema de control 10 apoyará el circuito de control natural del propio paciente, compuesto por el cerebro, el sistema nervioso y los órganos sensoriales. Esto significa que dicho sistema de control no debe, por ejemplo, ajustar los parámetros de estimulación para forzar el movimiento de la parte inferior del cuerpo del paciente a una trayectoria de referencia determinada. En cambio, el paciente debe ser capaz de determinar, por ejemplo, la cadencia de marcha.
La Fig. 8A muestra un paciente equipado con un exoesqueleto en relación con la realización revelada en la Fig. 7 según la presente invención.
En esta realización, un paciente P está equipado con dicho sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 y una entidad de entrenamiento 22, en particular un exoesqueleto 22a.
El exoesqueleto 22a en esta realización es una estructura externa diseñada alrededor de la forma y la función de la parte inferior del cuerpo P del paciente, particularmente las piernas del paciente P.
Sin embargo, en una realización alternativa, el exoesqueleto 22a también podría estar diseñado alrededor del tronco del paciente P y/o el cuello y/o la cabeza y/o los brazos.
En una realización alternativa, el exoesqueleto 22a también podría estar diseñado alrededor del cuerpo total del paciente P.
El (los) sensor(es) 12 se coloca(n) en el exoesqueleto 22a para evaluar la cinemática de la pierna.
En una realización alternativa, los sensores 12 también podrían estar integrados en el exoesqueleto 22a.
De acuerdo con la Fig. 7, por medio de uno o más sensores 12 fijados al exoesqueleto 22a se pueden detectar señales indicativas de un movimiento, por ejemplo, movimiento de posición del cuerpo del paciente P y/o una o más partes del cuerpo del paciente P, aquí una pierna y/o un pie, y ser utilizadas por el sistema de control 10.
El controlador 14 rastrea y/o estima el movimiento del exoesqueleto 22a y lo traduce en datos de estimulación, basados en el movimiento estimado, que son proporcionados por el sistema de estimulación 18 al paciente para el entrenamiento del mismo.
En una realización alternativa, es posible el control a distancia del sistema y del exoesqueleto 22a.
No se muestra con mayor detalle en la Fig. 8A que otras realizaciones de la entidad de entrenamiento 22 podrían comprender generalmente un robot, una cinta de correr, una máquina de ciclismo y/o un sistema de soporte de peso corporal o similares.
No se muestra en la Fig. 8A que la entidad de entrenamiento 22 también podría ser el propio paciente P.
La Fig. 8B muestra una vista en perspectiva de un paciente P equipado con el sistema de control 10 divulgado en la Fig. 7 que comprende dos sensores 12 según la presente invención.
En esta realización, un paciente P está equipado con dicho sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 que comprende dos sensores 12, que son aquí dos IMUs 12a fijados a los zapatos S del paciente P.
En particular, una IMU 12a está unida al zapato izquierdo S del paciente P y una IMU 12a está unida al zapato derecho S del paciente P.
En esta realización, las IMU 12a se colocan en la zona del talón de los zapatos S del paciente P.
En esta realización, el sistema de control 10 comprende también dos electrodos 24a para FES.
En particular, un electrodo 24a para FES está unido a la pierna izquierda del paciente P y un electrodo 24a para FES está unido a la pierna derecha del paciente P.
Sin embargo, podría ser generalmente posible que cada pierna del paciente P esté equipada con dos o más electrodos 24a para FES.
En particular, un electrodo 24a para FES se fija en la parte superior de la pierna izquierda del paciente P y un electrodo 24a para FES se fija en la parte superior de la pierna derecha del paciente P.
Sin embargo, podría ser posible, en general, que los uno o más electrodos 24a para FES se coloquen en cualquier posición(es) de las piernas y/o caderas y/o tronco del paciente P.
Además, en esta realización, el sistema de control 10 comprende un electrodo 24b para EES.
El electrodo 24b para la EES se coloca en las raíces dorsales del paciente P.
Sin embargo, también podría ser posible colocar dos o más electrodos 24b para EES en las raíces dorsales, en el espacio epidural o en la parte superior de la médula espinal.
De acuerdo con la Fig. 7, por medio de las dos IMU 12a unidas a cada zapato S del paciente P cada movimiento del pie izquierdo y del pie derecho del paciente P es detectado y utilizado por el sistema de control 10.
El controlador 14 rastrea y/o estima el movimiento del pie del paciente P para traducirlo en datos de estimulación, basados en el movimiento estimado, siendo proporcionado por el IPG 18 al paciente P.
El IPG 18 proporciona FES a través del conductor 20 y el módulo de electrodos 24 con uno o más electrodos 24a. El IPG 18 proporciona EES a través del conductor 20 y el módulo de electrodos 24 con uno o más electrodos 24b. En una realización alternativa, las IMU 12a podrían ser colocadas y/o insertadas en, y/o integradas en diferentes posiciones en el zapato S o en la suela del zapato y/o en la plantilla del zapato.
En una realización alternativa, el sistema de control 10 podría comprender sólo una IMU 12a posicionada directa o indirectamente al pie izquierdo o al pie derecho, o al zapato izquierdo S o al zapato derecho S del paciente P.
Alternativamente, un paciente P equipado con el sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 podría estar equipado con dos o más sensores 12 para cada pie y/o pierna, ver también la Fig. 8C.
En particular, un paciente equipado con el sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 podría estar equipado con más sensores 12 situados en una cadena, por ejemplo, desde la cadera hasta el pie pasando por el muslo, la rodilla y la canilla.
En general, dos o más sensores 12 pueden estar ubicados en una cadena desde la cabeza hasta los dedos del pie. En particular, un zapato S y/o una suela de zapato y/o una plantilla de zapato podrían estar equipados con dos o más sensores 12.
Dichos sensores 12 pueden colocarse en cualquier lugar desde el extremo distal hasta el extremo proximal del pie, en particular en la zona del talón y/o la zona del metatarso y/o la zona de los dedos, y/o los lados de los pies.
En una realización alternativa, el (los) sensor(es) 12 podría(n) formar parte y/o estar insertado(s) y/o integrado(s) en un exoesqueleto, unas mallas, un cinturón, unas correas, una banda de estiramiento, un calcetín de rodilla, un calcetín y/o un zapato S del paciente.
Sin embargo, en general, también es posible que los calcetines y las mallas consistan o comprendan un sensor textil piezoeléctrico integrado en la zona del tronco, la cintura, la cadera, la rodilla, el talón y/o los dedos.
Se podría dar una respuesta eléctrica según un estiramiento, una presión o un tirón mecánicos.
En particular, los calcetines o mallas podrían estar equipados con electrodos y/o ñame electroconductor.
Alternativamente, los sensores magnéticos y los sensores de campo magnético podrían incorporarse en los zapatos S para caminar en una placa de sensor magnético o insertarse en la cinta de correr o en el dispositivo de detección de la fase de la marcha.
La fuerza magnética podría ser detectada y adquirida por sensores magnéticos durante el entrenamiento, por ejemplo, el entrenamiento de la marcha.
No se muestra en la Fig. 8B que para evaluar el movimiento de la parte superior del cuerpo y/o el movimiento de los brazos y/o el movimiento de las manos, el uno o los más sensores 12 podrían ser insertados y/o integrados en y/o sobre la ropa o similares para la parte superior del cuerpo, el tronco y/o los brazos, y o las manos, incluyendo pero no limitado a un top, una manga larga, un jersey, una chaqueta, una o más mangas de brazo, guantes, y/o uno o más brazaletes.
No se muestra en la Fig. 8B que los electrodos 24a para FES también podrían estar configurados y dispuestos para la estimulación de calambres en el pie y/o la pierna para liberar los calambres y/o la detección de calambres en el pie y/o la pierna.
No se muestra en la Fig. 8B que la estimulación del movimiento de una o más extremidades y/o una o más partes de una extremidad no requiere necesariamente la estimulación en el sistema locomotor de una o más extremidades y/o una o más partes de la extremidad, respectivamente, directamente.
Como sólo un ejemplo, la médula espinal o la parte superior de la pierna pueden ser estimuladas para inducir un reflejo y/o movimiento del pie.
La Fig. 8C muestra una vista en perspectiva de un paciente equipado con el sistema de control 10 divulgado en la Fig.7 que comprende siete sensores 12.
En esta realización, un paciente P está equipado con dicho sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 que comprende siete sensores 12, que son aquí siete IMU 12a.
Las siete IMU 12a construyen una red de sensores 12c.
En esta realización, las siete IMU 12a están unidas a la parte inferior del cuerpo del paciente P.
En particular, una IMU 12a está colocada centralmente en la zona de la cadera, mientras que la pierna izquierda está equipada con tres IMU 12a colocadas en el pie, la parte inferior de la pierna y la parte superior de la pierna, y mientras que la pierna derecha está equipada con tres IMU 12a, colocadas en el pie, la parte inferior de la pierna y la parte superior de la pierna, respectivamente.
Sin embargo, también son posibles colocaciones alternativas de las IMU 12a a lo largo de las piernas y/o los pies y/o la parte inferior del cuerpo.
En general, también son posibles colocaciones alternativas de las IMU 12a, u otros tipos de sensores 12, a lo largo del cuerpo y/o partes del cuerpo, por ejemplo, la cabeza, el cuello, el tronco y/o uno o ambos brazos y/o una o ambas manos.
Según la Fig. 7, por medio de las siete IMU 12a colocadas en la parte inferior del cuerpo del paciente P cada movimiento de las piernas y los pies del paciente P es detectado y utilizado por el sistema de control 10.
Según la Fig. 8B, tanto la FES como la EES pueden ser proporcionadas por el IPG 18, el conductor 20 y el módulo de electrodos 24 con los respectivos electrodos 24a y 24b.
La Fig. 8D muestra una vista en perspectiva de una plantilla con sensores según la presente invención.
En esta realización, según el sistema de control 10 revelado en la Fig. 7, varios sensores 12 están integrados en una plantilla con sensores 300 de un zapato S de un paciente P.
En esta realización, los sensores 12 son sensores de presión 12b.
En particular, se incorporan ocho sensores de presión 12b en una plantilla con sensores 300 de un zapato S de un paciente P.
En particular, los ocho sensores de presión 12b se distribuyen desde el extremo distal di de una plantilla con sensores 300 hasta el extremo proximal pr de una plantilla con sensores 300 de un zapato S de un paciente.
En particular, los ocho sensores de presión 12b se distribuyen a lo largo de la zona del talón, la zona del metatarso y la zona de los dedos del pie de la plantilla con sensores 300.
En particular, se colocan dos sensores de presión 12b en la zona del talón, dos sensores de presión 12b en la zona de los dedos del pie y cuatro sensores de presión 12b en la zona del metatarso de la plantilla con sensores 300. En general, ambos zapatos S de un paciente P podrían estar equipados con plantillas con sensores 300.
Las plantillas con sensores 300 proporcionan un mapa preciso de la fuerza del pie.
En particular, los sensores de presión 12b de la plantilla con sensores 300 proporcionan una descripción precisa de la fase de la marcha y de la cadencia, por ejemplo, el pre-balanceo, el balanceo, la respuesta de carga y/o la postura (o alternativamente el balanceo, la postura, el despegue, el balanceo medio, el golpe de talón, el pie plano, la postura media y/o el despegue del talón) pueden ser identificados para un pie analizando los datos de los sensores obtenidos de una plantilla con sensores 300 de un zapato S.
Los mismos eventos y parámetros pueden ser identificados para el otro pie del paciente P utilizando una segunda plantilla con sensores 300.
Combinando las señales de las plantillas con sensores 300 de ambos pies de un paciente P, junto con la fase de la marcha y la cadencia de la entrada de estimulación, se puede proporcionar una estimación fiable de la fase de la marcha y la cadencia.
El flujo del sensor se transmite al controlador 14 de acuerdo con la divulgación de la Fig. 7.
En una realización, podrían ser posibles colocaciones alternativas de los ocho sensores de presión 12b en una plantilla con sensores 300.
Sin embargo, también podría ser posible que 1-7 o más de 8 sensores de presión 12b estén integrados en una plantilla con sensores 300 de un zapato S de un paciente P.
También podría ser posible que la propia plantilla con sensores 300 sea un sensor de presión 12b.
La Fig. 8E muestra una vista en perspectiva de un paciente equipado con el sistema de control revelado en la Fig. 7 que comprende una IMU y una plantilla de presión para cada pie del paciente según la presente invención.
En esta realización, un paciente P está equipado con el sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 que incluye una IMU 12a colocada en el zapato izquierdo S y una IMU 12a colocada en el zapato derecho S de un paciente P como se revela en la Fig. 8B y una plantilla con sensores 300 como se revela en la Fig. 8D para el zapato izquierdo S del paciente P y una plantilla con sensores 300 como se revela en la Fig. 8D para el zapato derecho del paciente P.0 En consecuencia, las plantillas con sensores 300 para ambos zapatos del paciente P comprenden ocho sensores de presión 12b (sólo mostrados ejemplarmente en la Fig. 8D).
Alternativamente, un paciente P podría estar equipado con el sistema de control 10 descrito en la Fig. 7, incluyendo una IMU 12a y una plantilla con sensores 300 respectiva para el pie izquierdo o el derecho.
En otra realización, la IMU 12a y/o la plantilla con sensores 300 pueden ser reemplazadas por otro tipo de sensor 12, incluyendo pero no limitándose a, por ejemplo, un elemento piezoeléctrico.
En esta realización, podría ser posible que el elemento piezoeléctrico esté integrado en prendas de vestir como, por ejemplo, un calcetín, un calcetín hasta la rodilla, unas medias o un zapato.
La Fig. 9 muestra una vista esquemática de un paciente P y un entrenador T (especialista en rehabilitación) según la presente invención.
En esta realización, el paciente P y el entrenador T están equipados cada uno con un sistema de control 10 revelado en la Fig. 7.
En esta realización, el sistema de control 10 del paciente P y el sistema de control 10 de un entrenador T están interconectados.
La conexión entre el sistema de control 10 del paciente P y el sistema de control 10 del entrenador T se establece mediante un enlace inalámbrico WL.
Sin embargo, también una conexión por cable sería generalmente posible.
Mediante un enlace inalámbrico WL entre el sistema de control 10 del paciente P y el sistema de control 10 del entrenador T se copian los datos de referencia del sistema de control 10 del entrenador T al sistema de control 10 del paciente P.
En particular, por medio de un enlace inalámbrico WL entre el sistema de control 10 del paciente P y el sistema de control 10 del entrenador T, el tiempo de estimulación del paciente P se sincroniza con los movimientos del entrenador T.
Sin embargo, también otros datos de referencia, incluyendo pero no limitado a la altura o tamaño del paso, podrían generalmente ser transferidos desde el sistema de control 10 del entrenador T al sistema de control 10 del paciente P.
En particular, el sistema de control 10 del entrenador T funciona como referencia para la estimulación en circuito abierto del paciente P por el sistema de control 10 del paciente P.
Alternativamente, el sistema de control 10 del entrenador T podría funcionar como referencia para la estimulación en circuito cerrado del paciente P por el sistema de control 10 del paciente P.
Obsérvese que los diferentes eventos de la marcha (despegue de la punta del pie, medio giro, golpe de talón, pie plano, medio apoyo y/o despegue de talón, o alternativamente pre-balanceo, balanceo, respuesta de carga y/o postura) pueden ser sincronizados entre el entrenador T y el paciente P.
Sin embargo, también para los movimientos distintos de la marcha, por ejemplo, el ciclismo, la natación, el remo, la bipedestación, la sedestación, se pueden sincronizar diferentes eventos de movimiento entre el entrenador T y el paciente P
Sin embargo, en una realización alternativa podría ser posible, en general, que los datos se transfieran fuera de línea y con retardo de tiempo.
Nótese que dicha sincronización podría permitir identificar y/o evaluar y/o corregir la(s) diferencia(s) entre el movimiento sano, regular y fisiológico del entrenador T y el movimiento deteriorado e irregular del paciente P.
Además, la sincronización de un sistema de control 10 de un paciente P más avanzado en el proceso de rehabilitación con el sistema de control 10 de un paciente P menos avanzado en el proceso de rehabilitación sería generalmente posible.
Sin embargo, también es posible el seguimiento parcial o total y la estimación de los algoritmos de control y/o el modelo de movimiento del sistema de control 10 del paciente P al sistema de control 10 del entrenador T.
Además, también sería posible, en general, sincronizar y/o seguir y estimar parcial o totalmente los algoritmos de control y/o el modelo de movimiento de un sistema de control 10 de un paciente P más avanzado en el proceso de rehabilitación al sistema de control 10 de un paciente P menos avanzado en el proceso de rehabilitación.
El seguimiento y la estimación podrían realizarse en línea y/o en tiempo real y/o con retraso.
Sin embargo, en una realización alternativa también el seguimiento y la estimación fuera de línea podrían ser generalmente posibles.
No se muestra en la Fig. 9 el hecho de que el paciente P, el entrenador T o uno o más pacientes adicionales podrían estar equipados con un aparato de entrenamiento, por ejemplo, un exoesqueleto 22a, un robot, una cinta de correr, una máquina de ciclismo y/o un sistema de soporte de peso corporal o similar, como se revela en la Fig. 8A.
La Fig. 10 muestra una vista esquemática de un paciente P y un entrenador a distancia T1 según la presente invención.
En esta realización, un paciente P está equipado con dicho sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 y situado en la ubicación L.
En esta realización, un entrenador a distancia T1 está equipado con dicho sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 y situado en la ubicación L1 a distancia a la ubicación L del paciente P.
El sistema de control 10 de un paciente P y el sistema de control 10 de un entrenador a distancia T1 están interconectados.
La conexión entre el sistema de control 10 del entrenador a distancia T1 y el sistema de control 10 del paciente P se establece mediante un enlace inalámbrico WL.
Mediante un enlace inalámbrico WL entre el sistema de control 10 del paciente P y el sistema de control 10 del entrenador a distancia T1 es posible que los algoritmos de control del controlador 14 del sistema de control 10 del entrenador a distancia T1 se copien al controlador 14 del sistema de control 10 del paciente P.
Sin embargo, también es posible copiar los algoritmos de control del controlador 14 del sistema de control 10 de un entrenador a distancia T1 al controlador 14 del sistema de control 10 de dos o más pacientes P ubicados en diferentes lugares.
También es posible que los dos o más pacientes difieran en términos de progreso en el proceso de rehabilitación. En esta realización, el seguimiento y la estimación se realizan en línea y en tiempo real.
Sin embargo, también podría ser posible el seguimiento y la estimación fuera de línea y con retardo de tiempo. No se muestra en la Fig. 10 que podría ser generalmente posible, que el uno o más pacientes P miren al entrenador a distancia T1 y viceversa - a través de, por ejemplo, una pantalla estándar, un proyector, un ordenador, un portátil, una tableta o un teléfono móvil.
También podría ser posible que el paciente P y el entrenador a distancia T1 se comuniquen entre sí a través de un dispositivo de telecomunicación general.
No se muestra en la Fig. 10 que el controlador puede en general permitir que el seguimiento y la estimación se realicen de un paciente a otro.
No se muestra en la Fig. 10 que podría ser generalmente posible, que el uno o más pacientes P y el entrenador a distancia T1 se comuniquen dentro de un módulo de realidad aumentada y/o virtual como se describe para la realización en la Fig. 7.
En este sentido, también es posible la gamificación.
La Fig. 11 muestra un diagrama de flujo del flujo de trabajo fuera de línea de un sistema de control para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente según la presente invención.
Es aplicable, entre otras cosas, a todas las realizaciones de la invención descritas en esta divulgación.
El flujo de trabajo fuera de línea 100 para el sistema de control 10 para un sistema de reconstrucción y/o restauración de la marcha para un paciente P como se revela en la Fig. 7 y la Fig. 8A comprende las etapas S101-S106.
En la etapa inicial S101 los uno o más sensores 12 o las una o más redes de sensores miden los datos de los sensores durante un período de tiempo de al menos un ciclo de movimiento completo.
En una realización, el ciclo de movimiento podría ser un ciclo de marcha.
En una realización alternativa, el ciclo de movimiento podría ser un ciclo de natación o de remo, o de pie, o sentado. En una realización alternativa, el ciclo de movimiento podría ser cualquier otro movimiento.
En la etapa S102 los datos del sensor se transfieren al controlador 14.
En la etapa S103, los datos acumulados del sensor para el periodo de tiempo registrado se almacenan en el búfer de datos del sensor del controlador 14.
Después de eso, en la etapa S104, basada en los datos acumulados del sensor para el período de tiempo registrado en el búfer de datos del sensor, el controlador 14 determina una lista de diferentes eventos de movimiento y fase fuera de línea.
Para la marcha, los posibles eventos de la marcha podrían incluir, pero no se limitan a, el contacto inicial con el suelo, el golpe de talón, el pie plano, la respuesta de carga, la postura media, la postura terminal, el talón fuera, el pre-balanceo, la punta del pie fuera, el balanceo inicial, el balanceo medio, el balanceo terminal, y/o el golpe de talón (o, por ejemplo, el pre-balanceo, el balanceo, la respuesta de carga, la postura).
Sin embargo, es posible que sólo haya dos eventos de la marcha, la pisada y el despegue.
Tras la determinación de una lista de diferentes eventos de movimiento y fase fuera de línea en la etapa 104, se crea un modelo de movimiento para los eventos de movimiento registrados en la etapa S105.
Después, en la etapa S106 se realiza la estimulación del paciente.
Podría ser posible utilizar el modelo de movimiento creado fuera de línea en cualquier momento.
El controlador 14 programa el IPG 18 para suministrar la estimulación correcta a través del conductor 20 de acuerdo con el modelo de movimiento determinado fuera de línea por el controlador 14.
Según el modelo de movimiento determinado fuera de línea, la fase de movimiento toma siempre el mismo valor en el mismo evento.
Realizar el seguimiento y la estimación fuera de línea puede permitir utilizar criterios que no podrían ser utilizados en tiempo real.
Obsérvese que es posible que la memoria intermedia de datos del sensor del controlador 14 comprenda datos acumulados del sensor de un paciente P, y/o de dos o más pacientes P.
Sin embargo, también es posible que la memoria intermedia del sensor comprenda los datos acumulados del sensor de uno o más entrenadores T y/o uno o más sujetos sanos.
No se muestra en la Fig. 11 que los datos registrados del sensor podrían ser preprocesados usando un filtro Kalman.
La Fig. 12 muestra un diagrama de flujo del flujo de trabajo en línea de un sistema de control para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para un paciente según la presente invención.
Es aplicable, entre otras cosas, a todas las realizaciones de la invención descritas en esta divulgación.
El flujo de trabajo en línea 200 para el sistema de control 10 para un sistema de reconstrucción y/o restauración de movimiento para un paciente P como se revela en la Fig. 7 y la Fig. 8A comprende las etapas S201-S206.
En la etapa inicial S201 uno o más sensores 12 o una o más redes de sensores miden los datos de los sensores. En la etapa S202 los datos del sensor son transferidos desde el sensor 12 al búfer de datos del sensor del controlador 14.
En la etapa S203 los datos del sensor para el periodo de tiempo registrado se almacenan en línea en el búfer de datos del sensor del controlador 14.
En otras palabras, el búfer de datos del sensor es siempre actualizado en línea por los datos recientes del sensor(es) 12.
Basándose en un modelo general de movimiento y en los datos acumulados de los sensores en la memoria intermedia de datos de los sensores del controlador 14, en la etapa S204, el controlador 14 determina una lista de diferentes eventos de movimiento y fase para todos los eventos de movimiento registrados.
Para la marcha, los posibles eventos de movimiento, eventos de marcha, respectivamente, podrían incluir pero no están limitados al contacto inicial con el suelo, el golpe de talón, el pie plano, la respuesta de carga, la postura media, la postura terminal, el talón fuera, el pre-balanceo, la punta del pie fuera, el balanceo inicial, el balanceo medio, el balanceo terminal, y/o el golpe de talón.
Sin embargo, podría ser posible que sólo haya dos eventos de la marcha, el golpe de pie y el despegue del pie. Varias entradas de datos del sensor(es) 12 actualizan el búfer de datos del sensor y tan pronto como se detecta un movimiento completo, por ejemplo un ciclo de marcha, el evento de movimiento pasado, por ejemplo el evento de marcha, se determina en línea.
En la etapa 205 el controlador 14 entrena el modelo de movimiento utilizando los datos recientes acumulados de los sensores para adaptar el movimiento particular del paciente P.
En la etapa S206 se realiza la estimulación del paciente P según el modelo de movimiento.
El controlador 14 programa el IPG 18 para entregar la estimulación correcta a través del conductor 20 de acuerdo con el modelo de movimiento reciente determinado en línea por el controlador 14.
El flujo de trabajo en línea 200 realiza una solución en tiempo real y una transferencia de datos en tiempo real. Obsérvese que es posible que el modelo general de movimiento utilizado para la fusión con los datos recientes de los sensores se base en los datos acumulados de los sensores de un paciente P, y/o de dos o más pacientes P. Sin embargo, también es posible que el modelo de movimiento general utilizado para la fusión con el sensor reciente se base en los datos del sensor de uno o más entrenadores T y/o uno o más sujetos sanos.
Podría ser posible detener el proceso de aprendizaje en línea cuando el modelo de movimiento es lo suficientemente bueno y almacenarlo para futuras sesiones con el mismo paciente P.
No se muestra en la Fig. 12 Es que los datos registrados del sensor podrían ser preprocesados usando un filtro. No se muestra en la Fig. 12 que el filtro podría ser un filtro Kalman.
Sin embargo, también otros tipos de filtros podrían ser generalmente utilizados para preprocesar los datos registrados del sensor.
No se muestra en la Fig. 12 que el flujo de trabajo en línea 200 también podría utilizarse para un sistema de control 10 para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento para diversos movimientos incluyendo, por ejemplo, caminar, correr, montar en bicicleta, nadar, remar, ponerse de pie, sentarse.
La Fig. 13 muestra un diagrama esquemático de la aceleración de los pies hacia delante de un paciente P equipado con el sistema de control revelado en la Fig. 7.
Aquí, el paciente P está equipado con una IMU 12a por pie.
Alternativamente, el paciente P podría estar equipado con el sistema de control 10 descrito en la Fig. 7, que incluye una IMU 12a y una plantilla con sensores 300 respectiva para el pie izquierdo o el derecho.
En otra realización, el paciente P podría estar equipado con dos o más IMU 12a por pie.
Además, la IMU 12a y/o la plantilla con sensores 300 pueden ser reemplazadas por otro tipo de sensor 12, incluyendo pero no limitándose a, por ejemplo, un elemento piezoeléctrico.
En esta realización, podría ser posible que el elemento piezoeléctrico esté integrado en prendas de vestir como, por ejemplo, un calcetín, un calcetín de rodilla, medias, un zapato.
Se muestra la inclinación del pie (grados) y la aceleración hacia delante (metros por s2) del pie derecho de un paciente P equipado con el sistema de control 10 revelado en la Fig. 7 durante la marcha.
A partir de estas señales, se puede identificar claramente la cadencia, el pre-balanceo, el balanceo, la respuesta de carga y la postura.
Los mismos eventos y parámetros pueden ser identificados para el pie izquierdo.
Como caminar es un movimiento periódico, todas las señales medidas son también periódicas.
Combinando la información de la fase de la marcha y la cadencia de ambos pies del paciente P junto con la fase de la marcha y la cadencia de la entrada de estimulación, se puede proporcionar una estimación fiable de la fase de la marcha y la cadencia.
Obsérvese que la marcha puede variar mucho entre diferentes pacientes P, así como para un mismo paciente P, para diferentes velocidades de marcha y diferentes dispositivos de asistencia (soporte de peso corporal, andador, muletas, etc.).
Especialmente en el caso de la marcha alterada, no todos los eventos de la marcha están siempre presentes.
Por lo tanto, siempre es posible estimar la cadencia extrayendo la frecuencia base de las señales medidas.
Además, se pueden utilizar procedimientos de aprendizaje automáti
marcha a la marcha específica del paciente P.
El nivel de acuerdos y discrepancias entre el movimiento del pie izquierdo y el derecho, y la entrada de estimulación, puede ser utilizado para dar una indicación de la fiabilidad de la estimación de la fase de la marcha, por ejemplo, la cadencia medida del pie izquierdo debe ser igual a la cadencia medida del pie derecho y la cadencia de la estimulación proporcionada, y el pie izquierdo y el pie derecho deben estar (aproximadamente) en anti-fase.
En el circuito de control también se puede hacer uso de la comprensión de que los pies no se mueven independientemente el uno del otro, sino que están conectados mecánicamente a través de la cadera y a nivel neural a través de la médula espinal.
En particular, los circuitos reflejos inhibitorios en la médula espinal modulan las tasas de disparo neuronal (y por lo tanto modulan el reclutamiento de las neuronas motoras a través de EES).
Obsérvese que las rutinas de control y estimación de ejemplo incluidas en este documento pueden utilizarse con diversas configuraciones del sistema. Los procedimientos y rutinas de control aquí divulgados pueden almacenarse como instrucciones ejecutables en una memoria no transitoria y pueden ser llevados a cabo por un sistema de control 10, por ejemplo, como parte del controlador 14 en combinación con los sensores 12, el programador 16, el sistema de estimulación 18, el conductor 20 y otro hardware del sistema. Las rutinas específicas descritas en este documento pueden representar una o más de cualquier número de estrategias de procesamiento, tales como las impulsadas por eventos, las impulsadas por interrupciones, la multitarea, el multiproceso y similares. Como tal, varias acciones, operaciones y/o funciones ilustradas pueden ser realizadas en la secuencia ilustrada, en paralelo, o en algunos casos omitidas. Asimismo, el orden de procesamiento no es necesariamente necesario para lograr las características y ventajas de las realizaciones de ejemplo descritas en el presente documento, sino que se proporciona para facilitar la ilustración y la descripción. Una o más de las acciones, operaciones y/o funciones ilustradas pueden realizarse repetidamente dependiendo de la estrategia particular que se utilice. Además, las acciones, operaciones y/o funciones descritas pueden representar gráficamente un código a programar en la memoria no transitoria de un medio de almacenamiento legible por ordenador en el controlador 14, donde las acciones descritas se llevan a cabo mediante la ejecución de las instrucciones en un sistema de control 10 que incluye los diversos componentes de hardware.
Referencias
10 sistema de control
12 sensor
12a unidad de medición inercial (IMU)
12b sensor de presión
12c red de sensores
14 controlador
16 programador
18 generador de pulsos implantable (IPG)
20 conductor
22 entidad de entrenamiento
22a exoesqueleto
24 módulo de electrodos
24a electrodo para FES
24b electrodo para EES
100 flujo de trabajo fuera de línea
200 flujo de trabajo en línea
300 plantilla con sensores
di extremo distal
m modelo de movimiento
pr extremo proximal
L ubicación del paciente
L1 ubicación a distancia del entrenador a distancia T1
P paciente
S Calzado
T entrenador/ especialista en rehabilitación
T1 entrenador a distancia/ especialista en rehabilitación a distancia CMB grupos musculares personalizados
COM conexión, línea de comunicación
EES estimulación eléctrica epidural
FMB grupo muscular funcional
WL enlace inalámbrico
WSN red inalámbrica, conexión
STP programador espacio-temporal
TEL conexión, línea de telemetría
LVLat vasto lateral izquierdo
RVLat vasto lateral derecho
LII iliopsoas izquierdo
RII iliopsoas derecho
LRF recto femoral izquierdo
RRF recto femoral derecho
LST semitendinoso izquierdo
RST semitendinoso derecho
LTA tibial anterior izquierdo
RTA tibial anterior derecho
LMG gastrocnemio medial izquierdo RMG gastrocnemio medial derecho
LSol sóleo izquierdo
RSol sóleo derecho
LFHL flexor largo del pulgar izquierdo RFHL flexor largo del pulgar derecho 5101 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5102 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5103 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5104 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5105 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5106 etapa de flujo de trabajo fuera de línea 5201 etapa de flujo de trabajo en línea 5202 etapa de flujo de trabajo en línea 5203 etapa de flujo de trabajo en línea 5204 etapa de flujo de trabajo en línea 5205 etapa de flujo de trabajo en línea 5206 etapa de flujo de trabajo en línea

Claims (12)

REIVINDICACIONES
1. Un sistema de control (10) para un sistema de reconstrucción y/o restauración del movimiento de un paciente, que comprende
- al menos un sensor (12),
- al menos un controlador (14),
- al menos un programador (16),
- al menos un sistema de estimulación (18),
en el que el controlador (14) está conectado con el sensor (12), el programador (16) y el sistema de estimulación (18), en el que el sensor (12) está unido a una entidad de entrenamiento (22) para
- crear y/o guiar un modelo de movimiento (m) para un paciente y/o
- ajustar la configuración de la estimulación basándose en la entrada del sensor (12),
en el que el controlador (14) está configurado y dispuesto para seguir y estimar el movimiento de la entidad de entrenamiento (22) y para traducirlo en datos de estimulación, basándose en el movimiento estimado, siendo proporcionado por el sistema de estimulación (18) al paciente para el entrenamiento del paciente (P) para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
2. El sistema de control (10) según la reivindicación 1, caracterizado porque la entidad de entrenamiento (22) es un entrenador (T) y/o fisioterapeuta.
3. El sistema de control (10) según la reivindicación 1 o la reivindicación 2, caracterizado porque la entidad de entrenamiento (22) es o comprende un aparato de entrenamiento, en el que el aparato es al menos uno de un exoesqueleto (22a), un robot, una cinta de correr, una máquina de ciclismo y/o un sistema de soporte de peso corporal.
4. El sistema de control (10) según la reivindicación 3, caracterizado porque el controlador (14) está configurado y dispuesto para que el seguimiento y la estimación se realicen en línea y/o fuera de línea.
5. El sistema de control (10) según la reivindicación 3 o la reivindicación 4, caracterizado porque el controlador (14) está configurado y dispuesto para que el seguimiento y la estimación se realicen en línea y/o en tiempo real y/o con retardo de tiempo.
6. El sistema de control (10) según una de las reivindicaciones 3 a 4, caracterizado porque el controlador (14) está configurado y dispuesto para que el seguimiento y la estimación se realicen de un paciente (P) a otro paciente (P).
7. El sistema de control (10) según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque hay al menos dos o más sensores (12) que forman una red de sensores (12c), en la que al menos uno de los dos o más sensores (12) está conectado al controlador (14).
8. El sistema de control (10) según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el sistema de control (10) comprende además un módulo de realidad aumentada y/o virtual, que está configurado y dispuesto para proporcionar información relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento, especialmente información relacionada con el entrenamiento a realizar o que se está realizando para la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
9. El sistema de control (10) según la reivindicación 8, caracterizado porque el módulo de realidad aumentada y/o virtual está configurado y dispuesto para proporcionar información de gamificación relacionada con la reconstrucción y/o restauración del movimiento.
10. El sistema de control (10) según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el al menos un sensor (12) es o comprende al menos uno de una unidad de medición inercial (IMU) (12a), un sensor óptico, una cámara, un elemento piezoeléctrico, un sensor de velocidad, un acelerómetro, un sensor de campo magnético, un sensor de par, un sensor de presión (12b), un sensor de desplazamiento, una unidad de medición EMG, un goniómetro, un sensor de posición magnético, un sensor de efecto Hall, un giroscopio y/o cámaras de vídeo de seguimiento del movimiento, o cámaras de infrarrojos.
11. El sistema de control (10) según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la entidad de entrenamiento (22) es el propio paciente (P).
12. El sistema de control según una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado en que el sistema de control (10) puede comprender un módulo de preaviso, que está configurado y dispuesto para proporcionar una señal de preaviso indicativa de que se va a producir un evento de estimulación.
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