ITFI20120129A1 - Ausilio tecnologico per amputati transfemorali - Google Patents

Description

AUSILIO TECNOLOGICO PER AMPUTATI TRANSFEMORALI

DESCRIZIONE

The work leading to this invention has received funding from the European Union Seventh Framework Programme FP7/2007-2013, within the framework of the CYBERLEGs Project, grant agreement n° 287894.

Il lavoro di ricerca che ha portato a questa invenzione ha ricevuto un finanziamento dal Settimo Programma Quadro dell'Unione Europea FP7/2007-2013, nell'ambito del Progetto CYBERLEGs, accordo di finanziamento n.287894.

Campo dell’invenzione

La presente invenzione si riferisce ad un dispositivo di ausilio per disabili motori, particolarmente idoneo per amputati di arto inferiore.

Background dell’invenzione

L’amputazione di arto inferiore à ̈ una condizione potenzialmente disabilitante che influenza in tutto il mondo la salute e il benessere delle persone.

In tutto il globo, la perdita degli arti inferiori à ̈ stata riconosciuta come una significativa questione di salute pubblica, e sono state sviluppate strategie per ridurre l’onere della malattia (Ephraim, Dillingham, Sector, Pezzin & Mackenzie, 2003). Per quantificare meglio l'incidenza delle amputazioni di arto inferiore ed avere una dimensione del problema, si deve comprendere che ogni anno - soltanto negli Stati Uniti - circa 150.000 persone vengono sottoposte ad una amputazione di arto inferiore provocata da una malattia vascolare (http://www.amputee-coalition.org).

Vi sono molte cause che portano alla perdita di un arto, tra cui il diabete mellito, le malattie vascolari periferiche, traumi, tumori maligni e difetti congeniti degli arti. Comuni a tutte le nazioni sviluppate sono due fattori principali che influenzano il numero di amputazioni di arto inferiore. Il primo fattore sono le malattie vascolari periferiche, che, nella maggior parte dei casi, sono determinate da diabete mellito (le amputazioni determinate da una malattia vascolare vengono chiamate disvascolari). Si valuta che, negli Stati Uniti, l'80% di tutte le amputazioni di arto inferiore siano disvascolari, mentre quelle determinate da trauma sono circa il 15% (altre cause sono cancro o malattie congenite). Il secondo fattore à ̈ la crescita, correlata all'età, di amputazioni di estremità inferiori, secondarie alla malattia vascolare periferica, con persone sopra 70 anni che sono coloro che presentano un rischio elevato di essere sottoposti ad amputazione disvascolare (Dillingham, Pezzin, & Mackenzie, 2002; Ephraim et al.; The Global Lower Extremity Amputation Study Group, 2000). Quest'ultimo aspetto à ̈ un punto critico se consideriamo che l'invecchiamento à ̈ una delle future sfide sociali per l'Europa. Di fatto, in 40 anni a partire da ora, pressoché il 35% della popolazione d'Europa à ̈ proiettata ad avere 60 anni o più, e si dovrebbe quindi valutare ora come evolvere verso una società in cui questa parte della popolazione possa rimanere creativa, produttiva, autonoma e indipendente (Nazioni Unite, 2007; Healty ageing: keystone for a sustainable Europe, 2007).

L'amputazione di arto inferiore può essere eseguita a svariati livelli (ad esempio a livello del piede, a livello del polpaccio, a livello della coscia). Sebbene tutte le amputazioni portino ad una condizione disabilitante per il paziente, le amputazioni a livello di coscia (vale a dire transfemorali) sono evidentemente il livello di amputazione più impegnativo per l'amputato, il chirurgo, il protesista, il terapista ed ogni elemento dello staff sanitario. Gli amputati transfemorali, soltanto negli Stati Uniti, vengono stimati essere circa il 20% delle amputazioni totali degli arti inferiori, ciò significa circa 30.000 all'anno (Dillingham et al., 2002). In Europa i dati sono molto simili. È sufficiente considerare il caso dell'Italia, in cui ogni anno circa 3300 persone vengono sottoposte ad amputazione transfemorale, di cui circa l'80% sono disvascolari (dati dal Ministero della Salute Italiano, http://www.salute.gov.it).

Svantaggi associati all’uso delle protesi di tecnica antecedente L’amputazione transfemorale à ̈ una grande sfida per la vita giornaliera degli amputati. Di fatto, persone che vivono con una perdita transfemorale di arto affrontano più sfide distinte, vale a dire: (i) necessitano di energia metabolica e sforzo cognitivo maggiori per eseguire qualsiasi compito correlato al la locomozione (ad esempio la deambulazione, la salita di scale), (ii) la loro locomozione à ̈ meno stabile, (iii) necessitano di un dispositivo protesico più complicato, (iv) affrontano una difficoltà grandissima quando si alzano da una posizione seduta, e, (v) a differenza di amputazioni a livello di tibia e piede, non godono del confort della protesi quando si siedono.

In termini generali, agli amputati transfemorali che utilizzano una protesi à ̈ richiesta maggiore energia per camminare, raggiungendo allo stesso tempo velocità inferiori rispetto a persone non amputate.

Non à ̈ “facile†adattarsi a qualsiasi amputazione di arto inferiore, e tuttavia quella transfemorale presenta certamente più sfide rispetto ad altre amputazioni di polpaccio o di piede. Studi dimostrano che più alto à ̈ il livello di amputazione, maggiore à ̈ l’energia necessaria per camminare. Un famoso studio di Waters e colleghi (1976), intitolato Energy Cost of Walking of Amputees: The Influence of Level of Amputation (Waters, Perry, Antonelli, & Hislop, 2010) ha osservato la deambulazione e l'uso di energia in 70 persone con amputazioni di arto inferiore a svariati livelli. In questo studio à ̈ stato dimostrato che gli amputati transfemorali sceglievano la velocità di deambulazione più lenta (circa il 60% di quella dei non amputati), e consumavano 1,3 volte l'energia che i non amputati consumano per percorrere la stessa distanza. Questi valori diventano ancora peggiori nel caso di amputati disvascolari: circa il 40% della velocità di deambulazione dei non amputati, e 2,5 volte l'energia che consumano i non amputati. In altri termini, una persona con una amputazione transfemorale divascolare di solito cammina più lentamente di prima, tuttavia spende molto più energia poiché à ̈ necessario uno sforzo maggiore per camminare dopo una amputazione.

Gradini, gradini ed altre salite e discese sono compiti particolarmente impegnativi. Le persone con perdita transfemorale di arto non procedono "gradino dopo gradino" quando salgono o scendono gli scalini. Piuttosto, essi tendono ad andare "gradino a gradino", uno scalino per volta. Di norma, una persona con perdita transfemorale di arto dapprima salirà su con la gamba sana (ossia, la gamba controlaterale), quindi porterà in alto, allo stesso gradino, il lato con protesi. In questo caso, la gamba sana controlaterale diventa fondamentale per realizzare il compito motorio desiderato. Ciò avviene poiché il ginocchio protesico passivo non fornisce la potenza necessaria perché la persona salga sul gradino più elevato successivo. La perdita della coppia di ginocchio e di caviglia à ̈ uno dei fattori che aumenta la sfida di adattarsi ad un nuovo modo di camminar dopo una amputazione transfemorale.

In termini generali, si richiede più “energia mentale" agli amputati, sebbene venga conseguita una minore stabilità di deambulazione.

Gli amputati transfemorali affrontano molti problemi con l'inciampare ed il cadere, ed à ̈ richiesta una concentrazione molto maggiore per camminare. Mentre la ricerca tradizionale come il lavoro del Dr. Water guarda alla energia fisica richiesta per camminare, la ricerca più recente sta tentando di misurare l'energia mentale coinvolta (Datta & Howitt, 1998):

- lo "sforzo consapevole di pensare al camminare ed al muoversi con la protesi"; - “l'inciampare", che à ̈ un “quasi insuccesso" e non implica sistematicamente una caduta; esso corrisponde ad un arresto o a una variazione nel ritmo della camminata: la ripresa dall'inciampare richiede spesso una "deambulazione balbettante†(“stutter step†), un saltello o uno spostamento nel bilanciamento del peso;

- "la caduta semicontrollata†, che si verifica quando l'amputato si accorge della caduta incipiente, e, quando si verifica, afferra qualche cosa per o interrompere la caduta o cadere in una maniera controllata;

- e, infine, la "caduta non controllata†, che à ̈ molto rischiosa per la salute dell'amputato (http://.amputee-coalition.org).

Sebbene l'inciampare e la caduta siano evidentemente problemi per tutti gli amputati degli arti inferiori, maggiore à ̈ il livello di amputazione della maggiore sono i rischi di caduta. La camminata à ̈ automatica per la maggior parte degli individui, pressoché senza alcun pensiero conscio. Una persona con una amputazione transfemorale, d'altro canto, deve veramente focalizzarsi sulla camminata, soprattutto su superfici non uniformi, scalini e pendii, ed in aree non familiari. Ambienti differenti possono portare a sfide differenti e talvolta rischiose. Una cosa à ̈ fare una passeggiata su un percorso uniforme, liscio, un’altra cosa à ̈ muoversi in un'area come una sala aeroportuale in cui le persone camminano con molte velocità, arrestandosi e ripartendo, ed entrando e uscendo dal "tuo spazio" da tutte le direzioni. È in questo caso che l'amputato deve seguire innumerevoli andature.

Come conseguenza di tutte dette difficoltà, le sfide energetiche, cognitive e di stabilità non vengono completamente risolte da qualsiasi protesi artificiale transfemorale attiva o passiva nello stato corrente della tecnica. La conseguenza à ̈ che la maggior parte degli amputati transfemorali disvascolari (che sono i più influenzati da questi problemi) non usano alcuna protesi.

Soltanto alcuni amputati (circa il 20%) usano la protesi per camminare o muoversi. Gli altri piuttosto usano mezzi biomedicali alternativi come le sedie a rotelle. In molti casi, gli stessi medici proibiscono l'uso della protesi, poiché l'efficienza energetica ridotta della deambulazione risultante potrebbe essere non sostenibile dal debole sistema cardiovascolare dell’amputato disvascolare. Invero, la presenza della protesi passiva porta un carico addizionale importante sull'arto controlaterale, che à ̈ spesso anch’esso danneggiato e affetto dalla stessa malattia vascolare periferica.

La protesi richiede all'amputato di riapprendere come camminare, adattando il suo modello fisiologico di deambulazione alle capacità della protesi. Alcune di queste questioni sono state affrontate dalle protesi semiattive o attive dello stato della tecnica. Le prime sono come leprotesi passive convenzionali, migliorate con un freno attivo a ginocchio, le seconde essendo veri dispositivi attivi che possono fornire energia positiva alla deambulazione, riducendo il carico sull'utente, e assicurando un modello più "fisiologico". Sfortunatamente, sia le protesi attive che le semiattive sono per lo più utilizzate da amputati giovani, da trauma, mentre esse sono ancora inutilizzabili per amputati disvascolari. Invero, esse caricano inaccettabilmente l'arto controlaterale e sono estremamente inefficienti, per l'amputato,dal punto di vista energetico.

Sommario dell’invenzione

Il problema tecnico alla base della presente invenzione à ̈ pertanto quello superare gli svantaggi sopra menzionati con riferimento alla tecnica nota.

Tale problema viene risolto da un dispositivo di ausilio secondo la rivendicazione 1 e da un metodo secondo la rivendicazione 23.

In particolare, nella sua definizione più generale, l’invenzione fornisce un dispositivo di ausilio comprendente una protesi di arto amputato ed una ortesi idonea ad essere indossata in corrispondenza di un'altra parte del corpo, che sono operativamente connesse. Preferibilmente, l’ortesi comprende un primo modulo di arto da indossare in corrispondenza di un arto (sano), controlaterale a quello amputato, ed un secondo modulo di connessione per connettere il primo modulo alla protesi.

Con " operativamente connesso " si intende che la protesi e l’ortesi possono essere connesse meccanicamente/strutturalmente l'una a l l 'a l t ra e /o connesse funzionalmente, in quest'ultimo caso essendo controllate, di norma elettronicamente, mediante una unità comune di controllo.

La combinazione proposta di una protesi con una ortesi può essere chiamata "ortoprotesi". Tale orto-protesi à ̈ concepita come un dispositivo robotico complesso "indossabile" che agisce e coopera strettamente con un essere umano.

Ulteriori caratteristiche preferite dell'invenzione sono oggetto delle rivendicazioni dipendenti.

In particolare, in una forma preferita di realizzazione la protesi à ̈ una protesi di arto inferiore e l’ortesi comprende un primo modulo costituito da una ortesi per arto inferiore e un secondo modulo costituito da un modulo per il bacino che collega la protesi di arto inferiore e l’ortesi di arto inferiore.

In modo simile, secondo un'altra forma preferita di realizzazione la protesi ed il primo modulo dell’ortesi sono indossabili in corrispondenza di un arto superiore amputato e in corrispondenza di un arto superiore controlaterale (sano), ed il secondo modulo di ortesi à ̈ conformato per essere indossato sul dorso del soggetto.

Il dispositivo di ausilio secondo l'invenzione implementa un concetto innovativo di ausilio biomedicale tecnologico che consente agli amputati, particolarmente amputati transfemorali, di abbassare il carico energetico e cognitivo necessario a camminare e/o ad eseguire altri compiti correlati alla locomozione, come "salire le scale", alzarsi, e così via.

Il dispositivo di ausilio secondo l'invenzione aumenta l’efficienza dell'amputato da un punto di vista sia metabolico che cognitivo, grazie alla combinazione di una protesi con una ortesi ed alla connessione operativa tra loro. In particolare, tale connessione, attraverso componenti passivi o attivi, ossia di alimentazione di potenza, può consentire un trasferimento di carico tra la protesi e l’ortesi e/o un movimento coordinato delle due.

In una forma semplificata di realizzazione, il dispositivo dell'invenzione comprende solo una protesi ed una ortesi associate l’una all’altra mediante componenti passivi, consentendo almeno un trasferimento parziale di carico dalla protesi alla ortesi e/o viceversa.

Breve descrizione dei disegni

Nel seguito si farà riferimento alle figure dei disegni annessi, in cui:

 la Figura 1 mostra una schematica rappresentazione prospettica di un dispositivo di ausilio secondo una forma preferita di realizzazione dell'invenzione; e

 la Figura 2 mostra uno schema illustrante le modalità operative di un'unità di controllo del dispositivo di Figura 1.

Descrizione dettagliata di forme preferite di realizzazione dell’invenzione Con riferimento inizialmente alla Figura 1, viene mostrato un dispositivo di ausilio 1 per disabilitati motori, secondo una forma preferita di realizzazione dell'invenzione, che si applica ad amputati transfemorali.

Il dispositivo 1 à ̈ concepito come un sistema cognitivo artificiale per la sostituzione funzionale degli arti inferiori e per assistenza nelle attività della vita quotidiana negli amputati transfemorali.

Il dispositivo 1 comprende una protesi 2 di arto inferiore per l'arto amputato e una ortesi 3, quest'ultima comprendente un modulo ortotico di arto 31 atto ad essere indossato in corrispondenza dell'arto inferiore controlaterale (sano) e un modulo di pelvi 32. Il modulo di pelvi 32 connette meccanicamente la protesi 2 e il modulo ortotico di arto 31.

Nel presente esempio, sia la protesi 2 che il modulo ortotico di arto 31 presentano rispettivi gradi di libertà di flessione/estensione in corrispondenza di una relativa porzione di caviglia e di ginocchio. Gli elementi che consentono tali gradi di libertà sono rappresentati schematicamente in Figura 1 e indicati con 51 e 52 per il ginocchio e la caviglia di protesi, rispettivamente, e con 53 e 54 per il ginocchio e la caviglia di modulo ortotico di arto 31, rispettivamente. Preferibilmente, i gradi di libertà di protesi 2 e di modulo ortotico di arto 31 sono attivi, ossia alimentati in potenza, come spiegato in maggior dettaglio nel seguito.

Inoltre, anche il modulo di pelvi 31 presenta almeno un grado di libertà, nella presente forma di realizzazione tre gradi di libertà in corrispondenza di ciascuna porzione di anca, in particolare flessione/estensione di anca, intra-extra rotazione di anca e abduzione/adduzione di anca. Gli elementi che consentono tali gradi di libertà sono rappresentati schematicamente in Figura 1 ed indicati complessivamente con 55. I gradi di libertà del modulo di pelvi 32 consentono all'amputato di muovere liberamente le anche nello spazio secondo movimenti fisiologici. Nella presente forma di realizzazione, i gradi di libertà del modulo di pelvi nella intra-extra rotazione dell'anca e nella abduzione/adduzione dell'anca sono passivi, ossia non alimentati, mentre la flessione/estensione dell'anca à ̈ attiva, ossia alimentata.

La protesi 2 e l’ortesi 3 rappresentano sottosistemi meccatronici del dispositivo 1. Vantaggiosamente, i l d isposi t ivo 1 comprende inol t re component i passiv i , preferibilmente componenti elastici, che consentono un trasferimento almeno parziale di carico dalla protesi 2 al modulo ortotico di arto 31 e/o viceversa durante l'esecuzione di un compito motorio.

Preferibilmente, tali componenti passivi sono disposti in corrispondenza del modulo di pelvi 32, in particolare incorporati nei giunti di intra-extra rotazione e di abduzione/adduzione dell'anca.

Nel presente esempio, quando una gamba protesica 2 si trova nella fase di stazionamento, il peso del modulo ortotico di arto 31 viene in parte scaricato sul suolo, attraverso il modulo di pelvi 32, mediante un piede 21 di protesi 2, e viceversa, quando il modulo ortotico di arto 31 si trova nella fase di stazionamento. Il modulo ortotico di arto 31 tocca il suolo attraverso un meccanismo flessibile 310 tipo lastra parallelo al piede dell'amputato.

Il dispositivo 1 comprende inoltre mezzi per fornire energia esterna alla protesi 2 e alla ortesi di arto 31. In una variante di realizzazione, il modulo di pelvi 32 può anch’esso essere energizzato, in combinazione o in alternativa con l’energizzazione del modulo di arto 31 e/o della protesi 2.

Nel presente esempio, il dispositivo 1 include una unità di energizzazione “a bordo†6 disposta in corrispondenza del modulo di pelvi 32, come mostrato schematicamente in Figura 1. Come sopra menzionato, nella presente forma di realizzazione l'unità di energizzazione 6 à ̈ atta a fornire una alimentazione completa o ausiliaria in corrispondenza dei sopra menzionati gradi di libertà della protesi 2 e del modulo ortotico di arto 31. L'unità di energizzazione 6 può essere implementata mediante un pacco batterie.

I l d isposi t ivo 1 comprende inol t re un s istema sensoristico, preferibilmente comprendente sensori multimodali. Preferibilmente, tale sistema sensoristico consente il monitoraggio di uno o più tra quanto segue:

 stato di protesi e/o di ortesi - in particolare, giunti attivi e passivi sono dotati di sensori di posizione e di coppia;

 movimento e/o stato del corpo dell’amputato – in particolare, unità inerziali di misurazione (IMU) sono poste sulla parte superiore del corpo del paziente, preferibilmente in corrispondenza del modulo di pelvi 32, per monitorare postura/orientamento, velocità angolari e accelerazioni del dorso e dell'arto superiore;

 interazione tra soggetto e dispositivo 1 - a questo riguardo, l’ortesi 3 può presentare involucri coperti con sensori di pressione distribuiti, che forniscono una valutazione della forza di interazione paziente-dispositivo;

 interazione tra protesi 2 e/o modulo ortotico di arto 31 con il suolo - a questo riguardo, il piede 21 di protesi e il piede di amputato sono dotati di una rispettiva soletta per piede sensorizzata, che preferibilmente fornisce una stima della reazione verticale del suolo e le coordinate (sulla superficie del piede) del centro di pressione (CoP).

In termini generali, il sistema sensoristico può comprendere sensori per monitorare uno o più tra quanto segue: posizione lineare e/o angolare di parte/i di dispositivo 1 e/o del soggetto; forze e/o pressione e/o momenti in corrispondenza di parte/i di dispositivo 1, in corrispondenza del suolo e/o tra il soggetto e il dispositivo 1; velocità e/o accelerazione di parte/i di dispositivo 1 e/o del soggetto.

Preferibilmente, il sistema sensoristico à ̈ distribuito sul dispositivo 1 e comprende sensori senza fili. A titolo di esempio, alcuni sensori sono mostrati in Figura 1 e 2, ed uno di essi à ̈ indicato con 7.

Il dispositivo 1 comprende inoltre un'unità di controllo 8 in comunicazione con la protesi 2, l’ortesi 3, l'unità di energizzazione 6 e il sistema sensoristico. Preferibilmente, la comunicazione tra l'unità di controllo 8 e i sensori sopra menzionati e/o gli altri componenti del dispositivo 1 viene ottenuta mediante una rete senza fili. L'unità di controllo 8 à ̈ anch’essa mostrata in Figura 2 ed indicata come "unità di controllo cognitiva".

Preferibilmente, anche l'unità di controllo 8, o almeno mezzi di calcolo di essa, sono disposti in corrispondenza del modulo di pelvi 32, come mostrato schematicamente in Figura 1.

Le modalità operative dell'unità di controllo 8 e del flusso di dati associato agli altri componenti del dispositivo 1 sono mostrati, a titolo di esempio, in Figura 2.

Come mostrato in detta figura, il dispositivo 1 chiude l'anello con l’amputato per mezzo di una unità efferente a retroazione 81, comprendente inoltre moduli vibro-tattili incorporati nelle interfacce fisiche essere umano - robot. Queste ultime forniscono all’amputato un feedback su robot, interazione utente-robot e interazione con il suolo. Nell'esempio di Figura 1, una di tali unità vibro-tattile à ̈ mostrata disposta in corrispondenza del moncone e indicata con 9.

L'unità di controllo 8 elabora tutti i dati dal sistema sensoristico del dispositivo e preferibilmente fornisce, come uscita, una valutazione di uno o più tra quanto segue: a) la "intenzione motoria dell'amputato", che significa identificare quale compito correlato alla locomozione (ad esempio la deambulazione, la salita di scale) o quale transitorio motorio (ad esempio iniziare e finire di camminare, sit-to-stand o stand-tosit) l’amputato desidera eseguire, nonché parametri prossimi al tempo reale caratterizzanti questa intenzione (ad esempio la cadenza di deambulazione, etc). b) una "previsione del rischio di caduta", che significa che l'algoritmo di fusione sarà in grado di rivolgere in modo tempestivo domande come: "il soggetto à ̈ prossimo alla caduta ?†, "il soggetto sta inciampando ?";

c) una "valutazione del livello di stress psicofisiologico dell'amputato", che significa che il sistema di controllo può valutare il livello di sforzo dell'utilizzatore per eseguire un certo compito motorio; ci si dovrebbe immaginare questo output come un indice che à ̈ correlato allo sforzo (fisico e mentale) dell'amputato;

d) l'identificazione dello "stato del sistema dispositivo-amputato" corrente: l'unità di controllo 8 riconosce stati specifici come stati di deambulazione (ad esempio battuta del tallone o sollevamento delle dita) o stati di postura (ad esempio trasferimento di peso da protesi ad ortesi).

Gli output da a) a c) entrano come ingressi in un sistema di controllo di protesi e ortesi basato su primitive motorie. Più specificatamente, la "intenzione motoria dell’amputato" viene usata per scegliere quale primitiva motoria verrà azionata per comandare la protesi, l’ortesi ed il loro accoppiamento dinamico. La "previsione del rischio di caduta" viene usata per la modifica rapida di parametri delle primitive motorie per avviare contromisure alla caduta stimata. Infine, la "valutazione del livello di stress fisiopsicologico dell'amputato" viene usata per modificare i parametri delle primitive motorie per dotare l'amputato di maggiore assistenza motoria e portare tranquillamente l’amputato ad una condizione stazionaria meno stressante. Essendo in atto la primitiva motoria scelta, i giunti di protesi e di ortesi vengono preferibilmente azionati attraverso una strategia di controllo di impedenza. Per l’ortesi, à ̈ disponibile una strategia alternativa di "controllo di momento di giunto ad impedenza zero". Questa modalità viene usata per dotare il momento ausiliario di impedenza di uscita minima, quando necessario. Infine, tuttavia non meno importante, l 'uscita d) dell'algoritmo di fusione multi-sensori, lo "stato di sistema amputato-dispositivo" entra nel blocco dell'unità efferente di retroazione. Nella presente forma di realizzazione, come detto sopra, lo stato viene codif icato in una stimolazione vibro-tattile temporalmente discreta di un sito funzionale dell'amputato (ad esempio, il moncone dell'amputato).

Pertanto, l'unità di controllo 8 del dispositivo di ausilio 1 à ̈ basata su primitive motorie come blocchi di costruzione fondamentali, dotando perciò il dispositivo di un comportamento semiautonomo per pianificare il movimento dei giunti di protesi e l'azione di aiuto del modulo ortotico. Il dispositivo à ̈ capace di abilità cognitive di livello elevato, interfacciate con l’amputato attraverso una interazione bidirezionale.

Inoltre, l'unità di controllo 8 valuta una possibile condizione di stress psicofisiologico dell'amputato e adatta in linea la strategia di assistenza, nonché il modello di deambulazione. L'unità di controllo 8 dota inoltre l'utente di retroazione efferente migliorata sullo stato amputato-dispositivo, favorendo perciò la comparsa di un senso di proprietà di corpo (efficienza cognitiva).

Sarà apprezzato che il dispositivo di ausilio sopra descritto fornisce un sistema con più gradi di libertà sia di sostituzione di arto inferiore che di capacità di assistenza, e consente all'utente di usare l'ausilio robotico su base giornaliera.

Sarà ora meglio compreso che il dispositivo di ausilio dell'invenzione, particolarmente nella forma di realizzazione sopra descritta, migliora l'efficienza dell'amputato da un punto di vista sia metabolico che cognitivo.

Per quanto riguarda l'efficienza metabolica, il dispositivo consente di diminuire il carico cardiovascolare e muscolare sull’amputato, per consentirgli di usare l'ausilio robotico per tutto il giorno. Queste à ̈ ottenuto attraverso la presenza sia della protesi transfemorale attiva, che attende alla sostituzione funzionale della funzione di propulsione dell'arto amputato attraverso i giunti attivi di ginocchio e caviglia, sia del dispositivo ortotico a potenza aumentata, indossabile sull'arto controlaterale, che sostiene la gamba sana "debole" nel duro compito di compensare la carenza di efficienza introdotta dalla protesi attiva.

Per quanto riguarda l'efficienza cognitiva, grazie alla unità di controllo e alla unità efferente di retroazione, il dispositivo assicura un carico cognitivo minimo per l’amputato. Ciò viene ottenuto principalmente dividendo lo sforzo cognitivo per il controllo tra l'utente e il robot. Il dispositivo si comporta largamente come una coppia di gambe robotiche semiautonome, intelligenti e bioispirate, ossia le gambe protesica e ortotica. La gamba protesica sostituisce funzionalmente la gamba biologica amputata. La gamba ortotica agisce in parallelo alla gamba sana dell'amputato. In entrambi i casi, un approccio di controllo bioispirato, basato su primitive motorie, assicura alla gamba protesica di comportarsi come una gamba normale, ed alla gamba ortotica di cooperare in modo naturale con la gamba sana, con una necessità molto piccola di controllo conscio da parte dell'utente.

In particolare, il dispositivo à ̈ in grado di desumere l'intenzione motoria dell'amputato -e quindi usarla per comandare sia la protesi che l’ortesi - elaborando l'informazione proveniente dall'interfaccia essere umano - robot. Tale interfaccia essere umano -robot (che collega le intenzioni di movimento dell'amputato con il movimento effettivo dei moduli robotici) si basa su un monitoraggio completo del movimento dell'utente stesso ottenuto attraverso un apparecchio di rilevamento distribuito, miniaturizzato, pervasivo, per monitorare tutti i dati cinematici e dinamici rilevanti da: il robot stesso, la gamba controlaterale dell'utente, le anche e la parte superiore del corpo; il dispositivo e l'interazione con il suolo dei piedi dell'amputato; e le forze di interazione in corrispondenza della interfaccia fisica tra l'amputato e la gamba ortotica. Le intenzioni motorie dell'utente vengono dedotte - e quindi usate per comandare il robot - dal movimento del resto del corpo, richiedendo pertanto all’amputato di fornire uno sforzo consapevole da poco a nullo per comandare il dispositivo e cooperare con esso. L'intenzione di movimento di alto livello stimata viene usata per comandare il compito funzionale complessivo del dispositivo (ad esempio, spostamento in avanti, spostamento indietro, arresto, salire i gradini della scala). A parte questo controllo, la protesi si comporta in modo autonomo per quanto riguarda il controllo dei singoli giunti azionati.

Elaborando l'informazione proveniente dall'interfaccia essere umano - robot, il dispositivo à ̈ in grado di rivelare quando l'amputato sta inciampando o à ̈ prossimo alla caduta. Avendo rivelato questo rischio, il sistema di controllo del dispositivo può aiutare l'amputato ad eseguire l'appropriata azione di recupero. Grazie a questa capacità, gli amputati transfemorali che usano il dispositivo non sono frustrati dal pensare in modo continuo alla deambulazione ed al muoversi con la protesi.

Monitorando alcuni parametri fisiologici, come la temperatura cutanea, la conduttanza e il ritmo cardiaco, il dispositivo à ̈ in grado di valutare una possibile condizione di stress psicofisiologico dell'amputato. L'idea à ̈ che se il dispositivo comprende che l’amputato à ̈ sotto stress (fisico o mentale), esso può agire sulle strategie di controllo cambiando il tipo di assistenza (ad esempio, aumentando la quantità di assistenza di momento) o i parametri della deambulazione (ad esempio, riducendo la cadenza della deambulazione).

Infine, il dispositivo à ̈ in grado di dotare l'utente di una retroazione efferente aumentata sullo stato amputato-dispositivo. Il dotare l'amputato di una retroazione sullo stato del sistema contribuisce a far percepire il dispositivo come una parte del suo corpo, ossia a favorire il senso di appartenenza del corpo. La retroazione efferente contribuisce a ridurre lo sforzo cognitivo dell'amputato. Invero, la ricezione di una retroazione dall'ausilio tecnologico sullo stato di sistema aiuta l'amputato ad aumentare la sua confidenza nel sostegno del dispositivo, riducendo pertanto il suo sforzo mentale.

L'invenzione fornisce inoltre un metodo per consentire l'esecuzione di un compito motorio da parte di un disabile motorio, il quale metodo comprende l fase di fornire un dispositivo di ausilio come sopra descritto.

La presente invenzione à ̈ stata sin qui descritta con riferimento a forme preferite di realizzazione. Si intende che possono esservi altre forme di realizzazione che fanno riferimento allo stesso concetto dell'invenzione e che possono rientrare nell'ambito delle rivendicazioni accluse.

BIBLIOGRAFIA

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Claims (24)

1. RIVENDICAZIONI 1. Dispositivo di ausilio (1) per disabili motori, particolarmente idoneo per consentire ad amputati transfemorali di deambulare, comprendente:  una protesi (2) di un arto amputato; e  una ortesi (3) idonea ad essere indossata in corrispondenza di un'altra porzione del corpo, in cui detta protesi (2) e detta ortesi (3) sono operativamente connesse l'una all'altra.
2. 2. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione 1, in cui detta ortesi (3) Ã ̈ atta ad essere indossata in corrispondenza di un arto controlaterale a quello amputato.
3. 3. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione precedente, in cui detta protesi (2) Ã ̈ una protesi di arto inferiore e detta ortesi (3) comprende una ortesi (31) di arto inferiore.
4. 4. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione 2 o 3, in cui detta protesi (2) e/o detta ortesi (3) presentano a lmeno un grado d i l iber tà di flessione/estensione, preferibilmente due gradi di libertà di flessione/estensione.
5. 5. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detta protesi (2) à ̈ una protesi di arto inferiore e presenta un grado di libertà (51, 52) in corrispondenza di una porzione di caviglia e/o di ginocchio.
6. 6. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detta ortesi (3) comprende una ortesi (31) di arto inferiore e presenta un grado di libertà (53, 54) in corrispondenza di una porzione di caviglia e/o di ginocchio.
7. 7. Disposi t ivo (1) secondo una quals ias i de lle rivendicazioni precedenti, comprendente mezzi (6) per fornire energia esterna a detta protesi (2) e/o a detta ortesi (3).
8. 8. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione precedente, in cui detti mezzi per fornire energia esterna comprendono una unità di energizzazione on board (6).
9. 9. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detta ortesi (3) comprende un primo modulo ortotico di arto (31) atto ad essere indossato in corrispondenza di un arto controlaterale a quello amputato, ed un secondo modulo ortotico di connessione (32) che connette meccanicamente detto primo modulo ortotico (31) a detta protesi (2).
10. 10. Dispositivo (1) secondo le rivendicazioni 8 e 9, in cui detta unità di energizzazione (6) à ̈ disposta in corrispondenza di detto secondo modulo ortotico (32).
11. 11. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione 9 o 10, in cui detto secondo modulo ortotico (32) presenta almeno un grado libertà.
12. 12. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 9 a 11, in cui detto secondo modulo ortotico (32) à ̈ atto ad essere disposto in corrispondenza della pelvi o della schiena di un amputato e preferibilmente presenta almeno un grado di libertà in corrispondenza di ciascuna anca, più preferibilmente tre gradi di libertà in corrispondenza di ciascuna anca.
13. 13. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione precedente, in cui detto secondo modulo ortotico (32) presenta almeno un grado di libertà di flessione-estensione, preferibilmente un grado di libertà attivo in corrispondenza di ciascuna anca.
14. 14. Disposit ivo (1) secondo una qualsiasi del le r ivendicazioni precedent i , comprendente componenti passivi, preferibilmente componenti elastici, che consentono un trasferimento di carico da detta protesi (2) a detta ortesi (3) e/o viceversa durante l'esecuzione di una compito motorio, i quali componenti passivi sono preferibilmente disposti in corrispondenza di detto secondo modulo ortotico (32).
15. 15. Disposit ivo (1) secondo una qualsiasi del le r ivendicazioni precedenti, comprendente una unità di controllo (8) in comunicazione sia con detta protesi (2) che con detta ortesi (3).
16. 16. Dispositivo secondo la rivendicazione precedente e secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 9 a 12, in cui detta unità di controllo (8) à ̈ disposta, almeno in parte, in corrispondenza di detto secondo modulo ortotico (32).
17. 17. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione 15 o 16, in cui detta unità di controllo (8) comprende mezzi per stimare uno o più dei seguenti: una intenzione motoria del soggetto concernente lo specifico compito motorio da eseguire; un rischio di caduta; un livello di stress psicofisiologico del soggetto; primitive motorie che devono essere seguite da detta protesi e/o detta ortesi.
18. 18. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 15 a 17, in cui detta unità di controllo (8) à ̈ idonea a fornire dati di retroazione (feedback) efferenti verso il soggetto che la indossa.
19. 19. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione precedente, comprendente una unità vibrotattile (81, 9) per fornire detta retroazione.
20. 20. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 15 a 19, in cui dtta unità di controllo (8) à ̈ idonea ad implementare una strategia di controllo di impedenza.
21. 21. Dispositivo (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, comprendente un sistema sensoristico, preferibilmente in comunicazione con detta unità di controllo (8).
22. 22. Dispositivo (1) secondo la rivendicazione precedente, in cui detto sistema sensoristico comprende sensori (7) per monitorare uno o più di quanto segue: stato della protesi e/o dell’ortesi; stato e/o movimento del corpo del soggetto; interazione tra soggetto e protesi e/o ortesi; interazione tra detta protesi e/o detta ortesi con il suolo.
23. 23. Dispositivo (1) secondo la r ivendicazione 21 o 22, in cui detto sistema sensoristico comprende sensori (7) per monitorare uno o più di quanto segue: posizione lineare e/o angolare di parte/i del dispositivo e/o del soggetto; forze e/o pressione e/o momenti in corrispondenza di parte/i del dispositivo, in corrispondenza del suolo e/o tra soggetto e dispositivo; velocità e/o accelerazione di parte/i del dispositivo e/o del soggetto.
24. 24. Metodo per consentire l'esecuzione di un compito motorio da parte di un disabile motorio, il quale metodo comprende una fase di fornire un dispositivo di ausilio (1) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti.