ITPI20090144A1 - Struttura di protesi per amputati agli arti inferiori - Google Patents

Description

“STRUTTURA DI PROTESI PER AMPUTATI AGLI ARTI INFERIORI†,

DESCRIZIONE

Ambito dell’invenzione

La presente invenzione riguarda il settore ortopedico e più precisamente si riferisce ad una protesi automatica per amputati agli arti inferiori. In particolare, l’invenzione si riferisce ad una protesi caviglia/piede che può comprendere anche ginocchio e caviglia/piede nel caso di amputati trans-femorali.

Inoltre, l’invenzione si riferisce ad un’apparecchiatura elettronica di controllo in grado di attuare e controllare tale protesi utilizzando specifici mezzi a programma.

Descrizione del problema tecnico

Sono noti svariati tipi di protesi per amputati agli arti inferiori.

Dette protesi sono costituite da due gruppi:

− il “piede†, costituito da una serie di componenti atti a riprodurre il comportamento dorsale, plantare e di inversione/eversione frontale del piede, con in particolare la riproduzione del comportamento cinematico di rotazione delle falangi rispetto al metatarso di un individuo normo dotato;

− la “caviglia†, costituita dall’elemento tibiale e da un elemento rigido di connessione al “tarso†del “piede†; tali due elementi possono compiere l’uno rispetto all’altro un moto rotativo, in particolare detti elementi possono generalmente compiere un movimento puramente rotativo come una semplice cerniera.

Nel caso di amputati trans-femorali, vi à ̈ un ulteriore gruppo:

− il “ginocchio†, costituito da un elemento femorale ed un elemento tibiale connessi l'uno all'altro attraverso un sistema cinematico ad un grado di libertà; i due elementi possono compiere l’uno rispetto all’altro un moto rotativo, come una semplice cerniera, o roto traslativi, ad esempio un sistema policentrico a parallelogramma articolato o multi link.

Per quanto riguarda le protesi del ginocchio, laddove à ̈ prevista una configurazione con un segmento femorale e un segmento tibiale tra loro girevolmente connessi attorno ad un asse di articolazione che riproduce il movimento del ginocchio, può essere previsto un ammortizzatore a fluido che collega il segmento femorale con quello tibiale. Un esempio di queste protesi à ̈ dato da JP52047638, GB826314, US4212087, US3599245.

Per quanto riguarda le protesi caviglia/piede, in particolare si distinguono protesi con: (1) articolazione rigida di caviglia, (2) articolazione mono assiale e (3) articolazione pluri-assiale.

Nell'articolazione rigida non esiste la possibilità di variare la posizione della punta del piede rispetto al segmento tibiale; nell'articolazione mono assiale esiste la possibilità di ruotare sul piano sagittale la punta in dorso flessione o flessione plantare; infine nel caso di pluri-assialità esiste la possibilità di avere oltre la dorso flessione e la flessione plantare anche una inversione/eversione sul piano frontale.

Oltre alle summenzionate protesi da caviglia puramente passiva, esistono anche protesi trans-tibiali elettronicamente controllate da microprocessori ed alimentate da opportune batterie. Dette protesi permettono la gestione del sollevamento della punta nei percorsi in piano oltre che nei percorsi in salita o discesa od in posture statiche, garantendo un miglioramento del comportamento “bio mimetico†della protesi.

Uno dei vari problemi delle protesi esistenti per amputati trans-femorali à ̈ quello dell’impuntamento del piede, cosiddetto di Toe Clearance. In particolare,a basse velocità di deambulazione si ha un ridotto effetto dinamico del femore che si traduce in un piccolo sollevamento del piede protesico. La rigidità del piede stesso, finisce per non garantire l’estensione necessaria tra femore e tibia in fase di swing generando l’impuntamento della scarpa nel terreno.

Un altro problema, durante il passo in piano in soggetti anziani od in fase di recupero dell'attività motoria,a seguito dell'amputazione trans-femorale, à ̈ il riallineamento della tibia con il femore. Infatti, una volta superato il P.M.S tra il segmento femorale e il segmento tibiale, si può avere difficoltà a raggiungere un riallineamento tra il segmento femorale e il segmento tibiale a causa di un ridotto pendolamento del segmento tibiale.

Un ulteriore problema à ̈ l'impossibilità, nelle protesi esistenti, di variare la velocità di passo all'interno di un ciclo del passo. Questa esigenza à ̈ sentita in situazioni come l'incontro di un ostacolo imprevisto, con necessità di una variazione di velocità per superarlo, o la necessità di arrestare rapidamente la camminata.

Ancora un altro problema à ̈ la difficoltà, per le protesi esistenti, di variare i parametri di deambulazione man mano che il paziente prende confidenza con la protesi. Normalmente, à ̈ necessario cambiare protesi oppure fare effettuare regolazioni meccaniche da parte di tecnici esperti.

Ulteriori problemi risiedono nell’autonomia della protesi, che necessita di batterie di azionamento di motori o attuatori elettrici, laddove presenti, nonché nella facilità di ricarica delle batterie.

Ancora un altro problema à ̈ che le protesi passive non riescono a regolare la potenza nell'atto di spinta del piede, in modo analogo non à ̈ ottimale il controllo in appoggio per cui l'impatto del piede stesso al suolo à ̈ generalmente più violento rispetto al cammino fisiologico, questa condizione genera come risultato per il paziente la possibilità di sviluppare nel tempo problemi di natura ortopedica alla schiena e di avere un consumo metabolico mediamente più alto di un normodotato giacché nel cammino si cerca di compensare il meccanismo perduto mediante l'uso dei muscoli del bacino e del femore.

Ancora un altro problema à ̈ la difficoltà nel replicare la mimica posturale di un normodotato, sia durante le fasi del cammino, sia durante posture statiche quali stare seduti, in tali casi infatti il piede rigido non permette di avere posture naturali generando talvolta casi di imbarazzo nell'utente.

Ancora un altro problema à ̈ la progettazione di protesi in cui à ̈ difficile tenere conto del livello di utilizzo cui la protesi stessa sarà sottoposta dagli utenti. Per abbracciare un ampio bacino di utenza in funzione delle leggi vigenti si rende quindi necessario progettare le protesi con ampi e doverosi coefficienti di sicurezza. L'utilizzo tuttavia di sistemi di acquisizione dati sugli stati tensionali interni dell'arto protesico, insieme con opportuni software di gestione dell'informazione, potrebbe permettere di definire la necessità o meno di un'azione di manutenzione della protesi riducendo di fatto il sovradimensionamento dell'arto e dunque il peso e l'ingombro dello stesso.

Sintesi dell’invenzione

È uno scopo generale della presente invenzione fornire una protesi per amputati trans-femorali che ripristini l'attività di deambulazione delle persone amputate in modo analogo a quella di una persona normodotata sia nel giunto del ginocchio che della caviglia/piede migliorando la tecnica preesistente e risolvendo i problemi suddetti.

È anche scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che riproduca tutte le caratteristiche di un arto sano, ed in particolare consenta di acquisire dati sull'ambiente circostante, e sulla posizione relativa dell’arto rispetto allo spazio circostante.

È un altro scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che consenta anche di acquisire dati sullo stato interno dell'arto in particolare sullo stato di sforzo-deformazione cui l'arto à ̈ sottoposto, permettendo, al più, un’analisi delle condizioni di rigidezza istantanea dei giunti coinvolti nella protesi, ossia quelli del ginocchio e della caviglia/piede.

È ulteriore scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che possegga una migliore logica di controllo rispetto alla tecnica nota, permettendo di scegliere le azioni da svolgere al fine di garantire confort e sicurezza nella deambulazione e di replicare la mimica di un passo normodotato oltre alle altre configurazioni posturali.

È anche scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che consenta di dissipare/recuperare/fornire energia durante le fasi di deambulazione a livello del giunto ginocchio e/o a livello del giunto caviglia, permettendo, al limite, di recuperare energia di prima specie (es. lavoro meccanico) acquisita durante le fasi di deambulazione dissipative e poterla utilizzare nelle fasi di richiesta energetica da parte dell’arto.

È ulteriore scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che permetta ad un amputato trans-femorale di replicare un passo naturale, con ridotta spesa energetica da parte del paziente, con prontezza di risposta al variare dell'andatura, con adattabilità a diverse tipologie di percorso, riducendo al minimo la richiesta di energia da introdurre nella protesi, inoltre à ̈ scopo dell'invenzione fornire un arto che riproduce le posture di un soggetto normodotato anche durante attività quali andare in bicicletta, stare seduti, etc. .

È anche scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che permetta di facilitare la camminata per amputati con bassa capacità di deambulazione, es. persone anziane od insicure nel replicare il passo.

Altro scopo dell’invenzione à ̈ fornire un arto artificiale che garantisca risposte dinamiche di ammortizzazione, tali da conferire confort e stabilità durante il passo evitando fenomeni di irrigidimento innaturale.

È anche scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che aumenti la sicurezza di controllo consentendo di acquisire maggiore luce nella fase cosiddetta di Toe-Clearance.

È anche scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che consenta di modificare il comportamento di rigidezza dei giunti che lo caratterizzano nonché contribuisca ad evitare urti,a recuperare la posizione della caviglia in presenza di cordoli,a garantire una elevata sicurezza nella deambulazione ma anche ad evitare al paziente di doversi preoccupare costantemente dell'ambiente circostante.

È altro scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che consenta di modificare la velocità del passo all’interno di un ciclo di passo.

È altro scopo dell’invenzione fornire un arto artificiale che aumenti l’autonomia della protesi, tramite batterie di azionamento con facilità di ricarica e sostituzione.

Questi ed altri scopi sono raggiunti da una protesi per amputati agli arti inferiori, detta protesi avendo un elemento piede e un segmento tibiale tra loro girevolmente articolati, detto segmento tibiale essendo articolato girevolmente mediante una caviglia a detto elemento piede mediante un giunto caviglia, in cui il movimento detta protesi si suddivide in una fase cd. di swing, tra il distacco della punta e l’appoggio del tacco del piede, ed una fase cd. di stance, comprendente l’appoggio del tacco, l’appoggio della pianta e il distacco della punta,

in cui detto giunto caviglia comprende un attuatore, in particolare un motoriduttore, e mezzi a microprocessore atti a controllare il moto del giunto caviglia per riprodurre la mimica del passo e definire la posizione relativa del piede rispetto alla tibia,

in cui à ̈ previsto un trasduttore di posizione in corrispondenza dell’asse di articolazione della caviglia che riproduce il movimento della tibia rispetto al piede, detto trasduttore di posizione misurando la rotazione della caviglia;

e in cui detto trasduttore di posizione fornisce un segnale di posizione a mezzi a programma residenti nel microprocessore, detti mezzi a programma calcolando la velocità angolare relativa del piede rispetto alla tibia e generando curve posizione-velocità angolare che riproducono il ciclo del passo, detti mezzi a programma imponendo a detto attuatore l'appartenenza ad una di dette curve per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura.

In particolare, le curve descrivono la camminata del paziente e i mezzi a programma partendo da curve predefinite apprendono nuove curve durante l'uso, e utilizzano le nuove curve come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione, in particolare, i mezzi a programma sono atti a determinare l'allontanamento dalle nuove curve per definire difetti di deambulazione.

In particolare, per la caviglia à ̈ possibile definire delle curve n-dimensionali che rappresentano la combinazione di variabili quali: l'angolo relativo piede tibia, la velocità angolare relativa del piede rispetto alla tibia, etc. dette variabili generano delle curve chiuse n-dimensionali all'interno di spazi n-dimensionali non intersecanti di modo tale che l'appartenenza ad una di dette curve si caratterizza come univoca di una certa condizione di deambulazione o di postura (passeggiata ad una certa velocità, anziché pedalata, etc...).

Le curve descrivono dunque la camminata del paziente o suoi tipici stati posturali; esse possono essere curve predefinite, basate su alcuni parametri geometrici del paziente (peso, dimensione del piede, altezza ginocchio terra, etc...) e/o possono essere curve apprese dalla protesi durante l'uso, e sfruttate successivamente come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione. In particolare l'allontanamento dalle summenzionate curve può definire difetti nel passeggio e dunque garantire alla protesi di avviare una messa in sicurezza della stessa per evitare fenomeni pericolosi (quali cadute).

La gestione delle curve avviene a partire da alcuni segnali di basi quali quelli prima ricordati ma può essere opportunamente ampliata grazie all'uso di una sensoristica più ricca, in grado di generare degli spazi n-dimensionali più complessi e descrittivi dello stato deambulativo.

Vantaggiosamente, detto giunto caviglia comprende uno smorzatore che coadiuva l’ attuatore o lo sostituisce nella fase passiva, in particolare detto smorzatore sulla caviglia essendo di tipo ad impedenza controllata da detti mezzi a programma attraverso dette curve. Lo smorzatore sulla caviglia può rendersi utile quando ad esempio quando l’attuatore non à ̈ in grado da solo di svolgere tutta l’azione dissipativa necessaria in fase di appoggio.

In particolare, detto attuatore à ̈ atto ad agire come freno motore nel corso di detta fase di appoggio accumulando energia in una batteria. In particolare, l’attuatore svolge sia l'azione di gestire attivamente la posizione relativa del piede rispetto alla tibia, in particolare nella fase di Swing, massimizzando l'altezza tra la punta ed il terreno, sia l'azione di agire come freno motore accumulando energia in una batteria.

Preferibilmente, detta caviglia comprende inoltre una molla in serie alla cerniera della caviglia per ridurre l'impegno in termine di coppia dell’attuatore.

Vantaggiosamente, la caviglia nel suo elemento piede à ̈ costituita da un sotto insieme costituito da un tacco (calcagno e tarso) da una parte centrale (metatarso) e da una punta (falangi) che occupa l'ultimo terzo della lunghezza complessiva del piede, in cui il metatarso e le falangi presentano preferibilmente una elasticità che ne permette la rotazione relativa e sono previsti mezzi di smorzamento interno definiti dal materiale che costituisce detta parte del piede, in particolare, il piede [può essere ottenuto]à ̈ ottenuto tramite lamine di composito con funzione di molle a balestra e con scarichi sagittali per conferire flessione sul piano frontale.

Vantaggiosamente, detta protesi comprende inoltre un segmento femorale fissabile ad un attacco femorale e girevolmente connesso a detto segmento tibiale attorno ad un asse di articolazione che riproduce il movimento del ginocchio, in cui detta articolazione del ginocchio comprende un ammortizzatore a fluido, in cui detto ammortizzatore a fluido ha rispettivamente un attacco superiore e un attacco inferiore connessi rispettivamente con detto segmento femorale e detto segmento tibiale e causante lo smorzamento del movimento relativo di detto segmento tibiale rispetto a detto segmento femorale, in modo che in opportune fasi della deambulazione il segmento tibiale risulti frenato rispetto al segmento femorale. In particolare, l’ammortizzatore a fluido comprende:

− un cilindro-pistone e uno stelo incernierato a detto pistone,

− mezzi a microprocessore per variare la reazione di ammortizzazione di detto ammortizzatore,

− un trasduttore di forza disposto, in particolare sullo stelo, in modo tale che il microprocessore riceva un segnale di forza dal trasduttore di forza e azioni i mezzi per variare la reazione di detto ammortizzatore in funzione del segnale di forza presente in detto ammortizzatore.

In modo vantaggioso, Ã ̈ prevista una molla posta in parallelo a detto ammortizzatore, in particolare detto ammortizzatore essendo atto a fungere da finecorsa meccanico nella configurazione di articolazione completamente estesa.

In particolare, à ̈ previsto un attuatore, in particolare un motoriduttore, applicato a livello del ginocchio con funzione principale di generatore per coadiuvare l'ammortizzatore nella sua funzione di dissipatore durante la fase di flessione e di estensione del ginocchio che equivalgono a fasi dissipative del passo, e per recuperare energia sotto forma di contro forza elettromotrice agli avvolgimenti del motore, detta energia essendo opportunamente riversata in un’unità di accumulo a disposizione anche di detto attuatore alla caviglia.

Vantaggiosamente, à ̈ previsto un trasduttore di posizione in corrispondenza dell’asse di articolazione che riproduce il movimento del ginocchio, detto trasduttore di posizione misurando la rotazione del ginocchio, in particolare essendo previsti sensori d'inclinazione, accelerometri, sensori di forza a livello della punta e del tacco, detti sensori e trasduttori fornendo relativi segnali a mezzi a programma residenti nel microprocessore, detti mezzi a programma generando curve n-dimensionali all'interno di spazi n-dimensionali che rappresentano la combinazione di variabili scelte tra: l'angolo relativo femore tibia, la velocità angolare relativa femore tibia, lo sforzo lungo l'asse dell'ammortizzatore, l'angolo relativo piede tibia, la velocità angolare relativa del piede rispetto alla tibia detti mezzi a programma imponendo a detti attuatori l'appartenenza ad una di dette curve per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura.

In particolare, dette curve descrivono la camminata del paziente, in cui detti mezzi a programma partendo da curve predefinite apprendono nuove curve durante l'uso, e utilizzano dette nuove curve come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione, in particolare, detti mezzi a programma sono atti a determinare l'allontanamento da dette curve per definire difetti di deambulazione.

Vantaggiosamente, detto trasduttore di forza sullo stelo à ̈ un dinamometro ad anello, quale una cella di carico di Morehouse, in particolare detta cella di carico di Morehouse comprendendo una porzione elastica di detto stelo con un foro perpendicolare all'asse e una pluralità di estensimetri che convertono un allungamento o una compressione in una variazione di resistenza elettrica. Vantaggiosamente, detti estensimetri sonno collegati tra di loro in una configurazione a ponte di Wheastone in modo da fornire un segnale atto ad essere elaborato mediante un algoritmo per calcolare la forza applicata, in particolare essendo previsto un filtro passa alto per identificare le frequenze proprie dell'impatto del tacco con il terreno. In particolare, à ̈ previsto un filtro passa alto per identificare le frequenze proprie dell'impatto del tallone con il terreno in modo tale da dare un'informazione insieme alla comparazione del contenuto in frequenza del filtro passa basso letto dalla cella di carico che permette di individuare lo stato iniziale del passo, in particolare essendo previsto un filtro passa alto in modo che detti mezzi a programma eseguono una comparazione di detti filtri alto e basso del contenuto in frequenza letto, e creano in un ambiente ndimensionale dette curve di movimento.

In alternativa, detto trasduttore di forza sull’ammortizzatore à ̈ una cella di carico disposta in corrispondenza di detto attacco inferiore di detto ammortizzatore. In tal modo à ̈ possibile la verifica istante per istante dello stato di carico dell'ammortizzatore e un controllo in retroazione sul comportamento dinamico del ginocchio.

Vantaggiosamente, detta protesi comprende un elemento piede e un segmento tibiale tra loro girevolmente articolati, detto segmento tibiale essendo articolato girevolmente mediante una caviglia a detto elemento piede mediante un giunto caviglia, in cui il movimento detta protesi si suddivide in una fase cd. di swing, tra il distacco della punta e l’appoggio del tacco del piede, ed una fase cd. di stance, comprendente l’appoggio del tacco, l’appoggio della pianta e il distacco della punta,

in cui detto giunto caviglia comprende un attuatore e mezzi a microprocessore atti a controllare il moto del giunto caviglia per riprodurre la mimica del passo e definire la posizione relativa del piede rispetto alla tibia,

in cui detto attuatore ha un motore coassiale alla tibia.

Vantaggiosamente, i giunti ginocchio, caviglia e piede sono caratterizzati dalla presenza di elementi elettro/meccanici atti a generare movimento (fasi attive) o smorzamento del movimento (fasi passive). In particolare le fasi attive possono essere ottenute grazie all'impiego di

− molle elastiche (di torsione o flessione o a balestra o di altra natura,a rigidezza fissa o variabile)

− moto riduttori (brushless, brushed, USM, magnetici, etc.)

In particolare le fasi passive sono ottenute grazie all'impiego di:

− smorzatori (idraulici o pneumatici o magneto reologici o ad isteresi, di tipo assiale o torsionale)

− freni elettro/magnetici con la generazione di opportune contro forze elettromotrici negli avvolgimenti. In quest'ultimo caso à ̈ auspicabile acquisire l'energia prodotta -se di qualità sufficientemente buona in tensione ed amperaggio- al fine di accumularla in una opportuna riserva che può essere o meno a comune tra le parti descritte, ed il suddetto freno elettro/magnetico si trasforma in generatori.

Preferibilmente, per ridurre le spese di energia nella protesi, ed aumentare l’autonomia del sistema motore/generatore, sono previste molle a passo variabile che permettono di avere delle rigidezze ritenute ideali, ossia basse per piccoli angoli di escursione tra il segmento femorale ed il segmento tibiale, ed elevate per forti angoli di escursione. Grazie a queste caratteristiche, detta protesi si adatta ad amputati con modesta capacità di deambulazione, es. persone anziane od incerte nella deambulazione, facilitandone così la camminata.

Vantaggiosamente, il ginocchio e la caviglia condividono una medesima unità di accumulo; pertanto quando l'eventuale dispositivo motore/generatore connesso al ginocchio deve funzionare da motore esso può utilizzare l’energia accumulata nell’unità di accumulo, precedentemente prodotta dal dispositivo motore/generatore connesso alla caviglia nelle fasi in cui quest’ultimo ha funzionato da generatore. [e viceversa]

Inoltre, à ̈ previsto un microprocessore atto ad elaborare i dati misurati dai trasduttori, confrontandoli con i dati memorizzati in una unità di memoria, per individuare, fra quelle memorizzate, la famiglia di curve e la curva più idonea a rappresentare la deambulazione corrente, denominata curva ideale.

Detto microprocessore regola la reazione dell’ammortizzatore e dei motori al fine di minimizzare l’errore definibile, ad esempio, come la distanza, nello spazio ad n dimensioni, fra il punto corrente, le cui coordinate sono definite dalle misure eseguite dai trasduttori nell’istante corrente, ed il corrispondente punto della curva ideale oppure come errore di forza dipendente dall’angolo relativo e derivata dell’angolo dell’articolazione (ginocchio o caviglia).

Vantaggiosamente, detto microprocessore stabilisce, in base all’entità dell’errore, alla curva ideale adottata ed alla famiglia di appartenenza della curva stessa, se continuare ad inseguire la curva ideale corrente, oppure adottare una diversa curva ideale oppure cambiare famiglia di curve.

Vantaggiosamente, detta architettura di controllo à ̈ in grado di ottimizzare la deambulazione adattandosi all’evoluzione dello stato psico-fisico del paziente, pertanto il paziente cammina sempre al meglio delle proprie possibilità sia nelle fasi immediatamente successive all’amputazione, quando à ̈ più incerto, sia quando ha acquisito maggiore sicurezza. Un ulteriore vantaggio à ̈ rappresentato dal fatto che i tempi di riabilitazione si riducono, poiché il paziente à ̈ continuamente assistito da un dispositivo che svolge la funzione di riabilitatore elettronico perché contribuisce a correggere e migliorare la deambulazione.

Breve descrizione dei disegni

L’invenzione verrà di seguito illustrata con la descrizione che segue di una sua forma realizzativa, fatta a titolo esemplificativo e non limitativo, con riferimento ai disegni annessi in cui:

- la figura 1 mostra i link costituenti una protesi per amputati agli arti inferiori, secondo l’invenzione, illustrando anche i giunti costituenti la protesi e gli angoli principali dei giunti nel caso di una sola protesi gamba/caviglia o di una protesi per amputati transfemorali;

- la figura 2 mostra una vista prospettica di una protesi gamba/caviglia, secondo l’invenzione, comprendente un elemento piede connesso ad un segmento tibiale;

- la figura 3 mostra una vista sezionata della protesi gamba/caviglia di figura 2, secondo l’invenzione, che evidenzia la disposizione coassiale di un motoriduttore in corrispondenza della tibia che comanda il moto relativo del piede e inoltre mostra uno smorzatore;

- la figura 4 mostra una vista prospettica frontale della protesi gamba/caviglia di figura 1 in cui non à ̈ disposto lo smorzatore tra piede e tibia;

- la figura 5 mostra una curva bidimensionale posizionevelocità angolare che riproduce il ciclo del passo; tale curva à ̈ stata generata nella fase di appoggio (stance) del piede, massimizzando nella fase di swing l'altezza tra la punta ed il terreno;

- la figura 5A mostra una famiglia di curve predefinite determinate in base ad un trasduttore di posizione posto sulla caviglia, che riproducono il ciclo del passo e variabili in funzione del tipo e regime di camminata, es.

2-3-4-5 Km/h, e anche in base a parametri geometrici del paziente;

- la figura 5B mostra una famiglia di curve in cui à ̈ mostrata graficamente un difetto di deambulazione evidenziato dal fatto che una delle curve à ̈ sfalsata rispetto dalla famiglia di curve predefinite;

- le figure 6 e 6A mostrano in una vista prospettica una protesi trans-femorale in una configurazione completa che comprende oltre alla sopradescritta articolazione gambacaviglia rappresentata in figura 1, anche un’articolazione del ginocchio che comprende un ammortizzatore a fluido che causo lo smorzamento relativo tra un segmento femorale ed un segmento tibiale;

- la figura 7 e 7A mostrano in una vista prospettica ingrandita l’ammortizzatore a fluido cilindro-pistone connesso tra il segmento femorale ed il segmento tibiale; - la figura 7B mostra in dettaglio uno stelo facente parte dell’ammortizzatore a fluido, di figura 7 e 7A, su cui à ̈ predisposto un trasduttore di forza;

- la figura 8 mostra una curva bidimensionale posizionevelocità angolare che riproduce il ciclo del passo generata da un microprocessore sulla base di un segnale proveniente da un trasduttore di posizione presente nel ginocchio; la curva bidimensionale definisce un ciclo del passo ideale per una determinata velocità media di percorrenza, es. 2-4 Km/h.

- le figure 9, 9A e 9B mostrano curve n-dimensionali all'interno di spazi n-dimensionali generate con l’aggiunta di altri parametri come accelerazione, sforzo, ecc rispetto a quelle di figura 8;

- la figura 10 mostra una famiglia di curve tridimensionali in cui à ̈ presente una curva che evidenzia un avvenimento anomalo nella fase di deambulazione del paziente;

- la figura 11 mostra uno schema a blocchi dei mezzi a programma per la generazione delle suddette curve.

Descrizione delle forme realizzative preferite

Con riferimento alla figura 1, una protesi per amputati agli arti inferiori comprende un elemento piede o piede 10 e un elemento tibia o tibia 12 tra loro girevolmente connessi che realizzano una protesi gamba/piede. In aggiunta, la protesi gamba/piede, nella variante per amputati transfemorali, comprende inoltre un segmento femorale 11 fissabile ad un attacco femorale 110 di un paziente, visibile in figura 6, girevolmente connesso all’elemento tibia 12 attorno ad un asse di articolazione 16, in modo da riprodurre il movimento di un giunto ginocchio o ginocchio 15. Allo stesso modo, la tibia 12 à ̈ girevolmente articolata, mediante un giunto caviglia o caviglia 13, al piede 10 mediante un asse di articolazione 17.

In figura 1 sono inoltre rappresentati assi sagittali 201, 202 e 203 che definiscono il movimento rispettivamente del segmento femorale 11, al segmento tibiale 12 e al piede 10 e che formano tra loro corrispondenti angoli, di cui l’angolo tra femore 11 e tibia 12, indicato con β, e tra tibia 12 e piede 10, indicato con Î ̧.

In aggiunta, à ̈ presente un asse di articolazione 18 del piede 10 che costituisce un giunto piede 14. In particolare l’elemento piede 10 à ̈ costituita da un sotto insieme costituito da un tacco 21 (calcagno e tarso) da una parte centrale 23 (metatarso) e da una punta 22(falangi) che occupa l'ultimo terzo della lunghezza complessiva del piede 10.

Con riferimento alle figure da 2 a 4, il metatarso 23a e le falangi 22a presentano preferibilmente un’elasticità che ne permette la rotazione relativa e sono previsti mezzi di smorzamento interni definiti dal materiale che costituisce la parte del piede 10 oppure una cerniera con uno smorzatore non mostrata.

Più precisamente, il piede 10 può essere ottenuto tramite lamine di composito con funzione di molle a balestra e con scarichi sagittali per conferire flessione sul piano frontale, in modo da ottenere il giunto piede 14 che ruota attorno al rispettivo asse 18.

Come noto, il movimento dell'arto della protesi 100 si suddivide in una fase cd. di swing, tra il distacco della punta 22 e l’appoggio del tacco 21 del piede, ed una fase cd. di stance, comprendente l’appoggio del tacco o tallone 21, l’appoggio della pianta 23 e il distacco della punta 22.

Con riferimento alle figure 2, 3 e 4 à ̈ mostrata una protesi gamba-piede con dettaglio del giunto caviglia 13 e dell’elemento piede 10. La parte inferiore della tibia 12 à ̈ formata dalla carcassa 70a di un attuatore, in particolare un motoriduttore 70 il cui asse coincide con l’asse 202 della tibia 12. Più precisamente, il motoriduttore 70 ha la carcassa cilindrica 70a dalla quale si estendono ali di supporto 70b per il perno 17b della caviglia. Inoltre, dalla carcassa cilindrica 70a si estende inferiormente un pignone 70c di forma conica dentata. Il pignone 70c ingrana con un arco dentato 23c presente sul piede 10, figura 4. In particolare, il metatarso 23 presenta una base 23a dalla quale si estende superiormente una porzione cava 23b in cui alloggia il perno 17b e dalla quale si estende l’arco dentato 23c.

In tal modo, il motoriduttore 70 comanda il moto relativo tra tibia 12 e piede 10 e il relativo angolo Î ̧ (fig. 2).

Tale giunto caviglia 13 può essere utilizzato in una protesi gamba-piede o una protesi per amputati transfemorali, comprendente anche l’articolazione del ginocchio e un segmento femorale.

Il moto riduttore 70 può essere associato ad un microprocessore 70’ (Fig. 2) atto a controllare il moto del giunto caviglia 13 per riprodurre la mimica del passo. Nella forma rappresentata in figura 3, il microprocessore 70’ à ̈ integrato schematicamente nel motoriduttore 70, ma può essere disposto in una altra zona della protesi. Nel caso di protesi per amputati trans-femorali può essere previsto un unico microprocessore alloggiato nella zona del ginocchio, come mostrato più avanti.

Il microprocessore 70’ (o quello centrale del ginocchio) controlla quindi la protesi sia in fase di sollevamento (swing) che di appoggio (stance) del piede 10 per definire la posizione relativa del piede 10 rispetto alla tibia 12.

Per ottenere ciò, il microprocessore 70’ dialoga con un trasduttore di posizione 17a previsto in corrispondenza dell’asse di articolazione 17 della caviglia 13 che riproduce il movimento della tibia 12 rispetto al piede 10. In particolare, il trasduttore di posizione 17a misura la rotazione della caviglia 13, ossia l’angolo Î ̧.

In aggiunta a questo possono essere previsti altri sensori quali sensori d'inclinazione, accelerometri, sensori di forza a livello della punta 22 e del tacco 21 o sensori di coppia sopra e sotto la caviglia 13.

Secondo una forma realizzativa dell’invenzione, il trasduttore 17a fornisce un segnale di posizione ad un programma presente nel microprocessore 70’ che calcola la<.>

velocità angolare Ï‘ relativa del piede 10 rispetto alla tibia 12 e genera corrispondenti curve bidimensionali posizione-velocità angolare che riproducono il ciclo del passo, come visibile in figura 5. Tale curva à ̈ stata generate nel caso in cui il motoriduttore 70 gestisce attivamente la posizione relativa del piede 10 rispetto alla tibia 12 nella fase di appoggio (stance) del piede 10, massimizzando nella fase di Swing l'altezza tra la punta 22 ed il terreno.

Per ogni tipo e regime di camminata, es. 2-3-4-5 Km/h, e anche in base a parametri geometrici del paziente (peso, dimensione del piede, altezza ginocchio terra, ecc...), può essere generata una rispettiva curva, dando luogo ad una famiglia di curve (Fig. 5A). In particolare, il programma impone al motoriduttore 70 l'appartenenza in posizione e velocità ad una delle curve generate per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura.

Oltre alle curve predefinite che descrivono la camminata del paziente, il programma partendo da tali curve predefinite può apprendere nuove curve durante la camminata. Tali nuove curve possono quindi essere utilizzate come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione in modo da rappresentare al meglio la camminata del paziente.

Inoltre, come mostrato in figura 5B, il programma determina l'allontanamento dalle suddette curve per definire difetti di deambulazione, come difetti nel passeggio, e dunque garantire alla protesi di avviare una messa in sicurezza della stessa per evitare fenomeni pericolosi, quali cadute.

Oltre al caso più semplice di curve bidimensionali come sopra esposto, il microprocessore 70’ può generare curve n-dimensionali (non mostrate) all'interno di spazi n-dimensionali, con l’aggiunta di altri parametri come accelerazione, sforzo, ecc.

Come mostrato in

In aggiunta, come mostrato in figure 2 e 3, sulla caviglia 13 può essere previsto uno smorzatore 80 che coadiuva il motoriduttore 70 o lo sostituisce nella fase passiva.

Lo smorzatore 80 può essere ad impedenza fissa oppure variabile. In questo secondo caso, esso può essere controllato da un programma residente nel microprocessore 70’ che si basa sul metodo delle curve bidimensionali o ndimensionali come sopra riportato.

Come mostrato nella vista sezionata di figura 3, lo smorzatore 80 à ̈ un meccanismo cilindro-pistone girevolmente connesso alla tibia 12 ed al piede 10 per mezzo di rispettive cerniere 80a e 80b, realizzate su rispettive porzioni 70d e 23d della tibia e del piede. In particolare, il collegamento à ̈ realizzato tra uno stelo 80c dello smorzatore 80 che nel movimento relativo tra tibia 12 e piede 10 causa lo smorzamento durante le fasi passive.

In caso di smorzatore 80 a impedenza variabile, ad esempio di tipo elettro-idraulico o pneumatico o magneto reologico o ad isteresi, esso à ̈ controllato elettronicamente e quindi in grado di variare il grado di ammortizzazione variando la corrispettiva impedenza. Questa à ̈ tarata in base alle caratteristiche fisiche del paziente su cui à ̈ predisposta la protesi, ad esempio il peso, l’altezza, ecc.

In aggiunta, può essere prevista una molla 82 parallela allo smorzatore 80, in particolare coassiale allo stelo 80c dello smorzatore in modo da ridurre l'impegno in termine di coppia del moto riduttore 70 o nella singola dorso flessione oppure anche in fase di flessione plantare.

In particolare, quando il tacco 21 poggia a terra il pistone 80d affonda nel cilindro 80f dello smorzatore 80 e la molla 82 contrasta questo movimento. L’utilizzo della molla 82 à ̈ preferita ma, in alternativa, può essere previsto l’utilizzo di un attuatore a doppio effetto. Quando il tacco si solleva da terra l’azione della molla 82 agisce in parallelo al motoriduttore 70 e accompagna il ritorno dello stelo 80c nella posizione iniziale. Questa soluzione garantisce che in caso di un anomalo funzionamento del motoriduttore 70 il piede 10 ritorni in una posizione che evita fenomeni di impuntamento.

Le figure 6 e 6A mostrano una protesi transfemorale 100 in una configurazione completa che comprende oltre alla sopradescritta articolazione gamba-caviglia anche l’articolazione 15 del ginocchio. In particolare, il ginocchio 15 nel suo elemento tibia 12 à ̈ girevolmente connesso tramite la cerniera “caviglia†13 al metatarso del piede 10.

L’articolazione del ginocchio 15 comprende un ammortizzatore a fluido 95, dotato dell’attacco superiore 110 e di un attacco inferiore 120 connessi rispettivamente con il segmento femorale 11 e il segmento tibiale 12. Lo smorzatore 95 causa lo smorzamento del movimento relativo del segmento tibiale 12 rispetto al segmento femorale 11. In tal modo, in opportune fasi della deambulazione il segmento tibiale 12 risulta frenato rispetto al segmento femorale 11.

In particolare, come mostrato in figura 7 e 7A, l’ammortizzatore a fluido 95 comprende un cilindro-pistone 95a e uno stelo 95b incernierato al pistone oltre al microprocessore 70’, rappresentato schematicamente, per variare la reazione di ammortizzazione dell’ammortizzatore 95. In dettaglio, il cilindro à ̈ indicato con 95a’ e il pistone, mostrato in figura 7B, à ̈ indicato con 95a†. In tal caso, il microprocessore 70’ che gestisce il ginocchio 15 à ̈ lo stesso utilizzato per la regolazione della caviglia 13.

In dettaglio, lo stelo 95b dell’ammortizzatore 95 à ̈ girevolmente connesso ad una porzione 114 con ali 112 che definiscono una sede sostanzialmente ad “U†112’ in cui à ̈ connesso lo stelo 95b per mezzo di un perno 113.

L'ammortizzatore 95 comprende inoltre un trasduttore di forza 96, mostrato in dettaglio in figura 7B, disposto in particolare sullo stelo 95b dell’ammortizzatore, per cui il microprocessore 95c riceve un segnale di forza dal trasduttore di forza 96 e varia la reazione dell’ammortizzatore 95 in funzione del segnale di forza presente.

Con riferimento alla figura 7B, à ̈ mostrato in dettaglio il trasduttore di forza 96 ossia un dinamometro o cella di carico ad anello, quale un anello di Morehouse, inserito in un foro 96b praticato nello stelo 95b con asse del foro ortogonale all’asse dello stelo. La cella di carico di Morehouse à ̈ costituita da un corpo metallico 96a elastico di forma cilindrica con il foro 96b perpendicolare all'asse a cui vengono applicati quattro estensimetri che convertono un allungamento o una compressione in una variazione di resistenza elettrica, non mostrati un dettaglio. Per amplificare l’entità del segnale (distorsione meccanica) e renderlo immune a sbalzi termici vengono usati quattro estensimetri collegati tra di loro in una configurazione a ponte di Wheastone. Il segnale elettrico ottenuto (differenziale) à ̈ dell’ordine di pochi millivolt e richiede un’ulteriore amplificazione con un amplificatore differenziale da strumentazione prima di essere utilizzato e inviato al microcontrollore 70’.

Il segnale à ̈ poi elaborato mediante un algoritmo presente nel microprocessore 70’ per calcolare la forza applicata al trasduttore 96. In particolare, l’ammortizzatore 95 sopradescritto à ̈ di tipo idraulico in grado di controllare elevati carichi dovuti ad esempio ad urti, assicurando un comfort elevato al paziente.

In particolare, per identificare le frequenze proprie dell'impatto del tallone 21 con il terreno in modo tale da dare un'informazione insieme alla comparazione del contenuto in frequenza più basso letto dal trasduttore à ̈ previsto un filtro passa alto che permette di individuare lo stato iniziale del passo. L'uso di ulteriori segnalia cui applicare un’analoga tecnica di comparazione di filtri alti e filtri bassi del contenuto in frequenza letto, permette di avere da parte dell'arto 100 la creazione di un ambiente n-dimensionale con chiare curve di movimento e con l'identificazione di eventi ritenuti “principali†.

In altre parole, l'ammortizzatore 95 à ̈ un elemento in grado di essere regolato con continuità sia nella fase estensiva che nella fase compressiva oppure solo in una delle due fasi. Nel primo caso l'ammortizzatore 95 svolge anche la funzione di finecorsa meccanico nella configurazione di articolazione completamente estesa. In tal caso, le linee di forza che congiungono il centro di massa del paziente con il punto di appoggio a terra del piede 10 transitano attraverso lo stelo 95c e permettono dunque di avere sempre informazioni sullo stato tensionale dell'arto in funzione della fase del passo.

Associato allo stelo 95b dell’ammortizzatore 95 può essere prevista inoltre una molla 97 (Fig.7) posta in parallelo all’ammortizzatore 95, in modo da agevolare la fase di ritorno e di allineamento tra femore 11 e tibia 12. In particolare, per ridurre le spese di energia nella protesi, ed aumentare l’autonomia del sistema motore/generatore, sono previste molle a passo variabile che permettono di avere delle rigidezze ritenute ideali, ossia basse per piccoli angoli di escursione tra il segmento femorale 11 ed il segmento tibiale 12, ed elevate per forti angoli di escursione. Grazie a queste caratteristiche, la protesi 100 si adatta ad amputati con modesta capacità di deambulazione, es. persone anziane od incerte nella deambulazione, facilitandone così la camminata.

In aggiunta, à ̈ previsto un moto riduttore 105, non mostrato in dettaglio, applicato a livello del ginocchio 15 con funzione principale di generatore per coadiuvare l'ammortizzatore 95 nella sua funzione di dissipatore durante la fase di flessione e di estensione del ginocchio 15 che equivalgono a fasi dissipative del passo. In tal caso à ̈ possibile recuperare energia sotto forma di contro forza elettromotrice agli avvolgimenti del motore. Questa energia può essere opportunamente riversata in un’unità di accumulo 80 a disposizione eventualmente di ulteriori sistemi elettronici, quali anzitutto la stessa caviglia 13. In modo vantaggioso, lo stesso moto riduttore 105 può essere utilizzato con funzione di motore per garantire un'azione di opportuno slancio dell'elemento tibiale 12 rispetto all'elemento femorale 11, garantendo così il riallineamento a tutte le velocità di deambulazione.

Dal punto di vista costruttivo, in una forma realizzativa preferita, il ginocchio 15 e la caviglia 13 condividono la medesima unità di accumulo 80. (Fig.7B) pertanto quando l'eventuale dispositivo motore/generatore connesso al ginocchio 15 deve funzionare da motore esso può utilizzare l’energia accumulata nell’unità di accumulo, precedentemente prodotta dal dispositivo motore/generatore connesso alla caviglia 13 nelle fasi in cui quest’ultimo ha funzionato da generatore e viceversa.

Come sopra descritto, il giunto ginocchio 15, caviglia 13 e piede 14 sono caratterizzati dalla presenza di elementi elettro-meccanici atti a generare movimento (fasi attive) o smorzamento del movimento (fasi passive). In particolare, le fasi attive possono essere ottenute grazie all'impiego di molle elastiche, in particolare molle di torsione o flessione o a balestra o di altra natura, a rigidezza fissa o variabile e/o moto riduttori quali ad esempio brushless, brushed, USM, magnetici, etc.

Più in particolare, le fasi passive sono ottenute grazie all'impiego di smorzatori, ad esempio lo smorzatore 80 della caviglia 13, di tipo idraulico o pneumatico o magneto reologico o ad isteresi, di tipo assiale o torsionale. In aggiunta o in alternativa, mediante freni elettro-magnetici con la generazione di opportune controforze elettromotrici negli avvolgimenti. In quest'ultimo, caso à ̈ auspicabile acquisire l'energia prodotta se di qualità sufficientemente buona in tensione ed amperaggio al fine di accumularla in un’opportuna riserva, quale la batteria 80 (Fig.7A) che può essere o meno comune tra le parti descritte, ed il suddetto freno elettro-magnetico si trasforma in generatore.

In generale, sia nel caso degli smorzatori che in quello dei freni magnetici possono essere previsti sia elementi di tipo puramente meccanico, e cioà ̈ non controllabili tramite microprocessore, oppure con particolari elettromeccanici che grazie all'integrazione di un mezzo a microprocessore possano variare le proprie caratteristiche di smorzamento durante il ciclo di funzionamento sia nella fase estensiva che compressiva se riferiti al ginocchio 15, come nella fase di dorso flessione o di flessione plantare se riferiti alla caviglia 13.

Come nel caso della caviglia 13, anche nell’articolazione del ginocchio 15 può essere previsto un trasduttore di posizione 16a in corrispondenza dell’asse di articolazione 16 che riproduce il movimento del ginocchio 15. In particolare, il trasduttore di posizione 16a misura la rotazione del ginocchio 15, ossia l’angolo β. Come nel caso della caviglia 13, il trasduttore 16a fornisce un segnale di posizione ad un programma presente nel microprocessore 70’ che genera corrispondenti curve bidimensionali posizione-velocità angolare che riproducono il ciclo del passo, come visibile in figura 8.

La curva bidimensionale di figura 8 caratteristica che definisce un ciclo del passo ideale per una determinata velocità media di percorrenza, es. 2-4 Km/h.

Al variare della velocità media le curve cambiano ampiezza, ma la forma caratteristica rimane immutata.

Più precisamente, per una determinata velocità, una curva ideale che descrive un passo à ̈ composta da due sottocurve, una più piccola interna X’, corrispondente alla fase di stance, ed una più grande esterna X†, sempre corrispondenti in parte alla fase di stance, almeno per la parte nel primo quadrante.

Entrambe le curve passano dall'origine. Al variare della velocità di deambulazione le curve cambiano forma, descrivendo traiettorie più ampie all'aumentare della velocità di deambulazione rispettivamente raffigurate dalle curve XI’, XI’’ corrispondenti. In particolare, le relative velocità di deambulazione sono 2 e 4 km/h , rispettivamente per X’, X†ed XI’, XI†.

Quindi, poiché ciascuna curva definisce, un ciclo del passo ideale per una determinata velocità, e le curve cambiano forma al variare della velocità di deambulazione, ed ogni curva ha un corrispondente parametro identificativo, una volta rilevata una modifica della velocità all'interno di un ciclo del passo, à ̈ possibile far inseguire alla tibia 12 una curva corrispondente in quella fase del ciclo del passo, ma per la nuova velocità. In questo modo, riconoscendo rapidamente la volontà da parte dell'amputato di modificare la velocità del passo, à ̈ possibile far inseguire una curva di ampiezza differente rispetto a quella inseguita precedentemente.

Oltre al caso più semplice di curve bidimensionali come sopra esposto, il microprocessore 70’ può generare curve n-dimensionali all'interno di spazi n-dimensionali, mostrate in figura 9 con l’aggiunta di altri parametri come accelerazione, sforzo, ecc.

In particolare, la figura 9 mostra una curva descritta in uno spazio a tre dimensioni che identifica univocamente la deambulazione in piano. Nella presente configurazione semplificata, le coordinate dello spazio sono tre: angolo di rotazione tibia-femore 102, derivata prima rispetto al tempo dell’angolo di rotazione tibia-femore 103 e forza agente sull’ammortizzatore 104, normale al piano contenente i due assi 102 e 103.

In tal modo, à ̈ necessario un parametro identificativo, quale ad esempio la velocità media di percorrenza, per discriminare una curva dalle altre curve della famiglia, come mostrato nelle figure 9A e 9B.

Anche in tal caso, il programma impone l'appartenenza in posizione e velocità ad una delle curve generate per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura. Allo stesso modo, sopradescritto, oltre alle curve predefinite che descrivono la camminata del paziente, il programma partendo da tali curve predefinite può apprendere nuove curve durante la camminata. Tali nuove curve possono quindi essere utilizzate come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione in modo da rappresentare al meglio la camminata del paziente.

Inoltre, come mostrato in figura 9B, il programma determina l'allontanamento dalle suddette curve per definire difetti di deambulazione, come difetti nel passeggio, e dunque garantire alla protesi di avviare una messa in sicurezza della stessa per evitare fenomeni pericolosi, quali cadute.

La figura 10 mostra un ulteriore esempio in cui sono rappresentate una famiglia di curve tridimensionali utilizzate, in particolare, come riferimento per il controllo e per la regolazione della fase di swing. La presente figura evidenzia quindi una curva 150 non conforme al modello di riferimento. In tal caso, il motivo potrebbe risalire ad un passo falso fatto da parte del paziente che urta contro un ostacolo oppure inciampa durante la deambulazione.

Il sistema di controllo presente nel microprocessore 70’ acquisisce quindi i valori di questi parametri che sono correlati alla volontà del paziente, ed à ̈ in grado di regolare il comportamento dell’arto artificiale al fine di assicurare una risposta rapidissima finalizzata ad assecondare le intenzioni del paziente pressoché istantaneamente. Tale sistema di controllo à ̈ idoneo soprattutto per quei pazienti che hanno l’esigenza di un’elevata dinamicità. In generale esso restituisce, almeno parzialmente, la propriocezione dell’arto mancante poiché stabilisce un legame diretto fra volontà, (per esempio la pressione esercitata dall’attacco a invaso della protesi sulla cute dell’arto amputato) azione e percezione.

La figura 11 mostra un diagramma di flusso di un loop di controllo e gestione del passo montato a bordo della protesi. In particolare, attraverso dati in ingresso quali, ad esempio, angolo dell’articolazione e sua derivata prima, viene calcolata una stima della velocità del passo. Parallelamente, il programma attinge da un archivio di curve di riferimento. Quindi, si ha la generazione di una velocità di riferimento ottenuta integrando la curva di riferimento prescelta. In tal modo, nel passo successivo, si ottiene un corrispondente riferimento di forza e compensazione dell’errore attraverso un input in ingresso della forza applicata sull’ammortizzatore 95. Come fase finale, viene inviato un comando per regolare l’ammortizzatore 95.

Riassumendo, il microprocessore 70’ à ̈ atto ad elaborare i dati misurati dai trasduttori 16a e 17a, confrontandoli con i dati memorizzati in una unità di memoria (non mostrata), per individuare, fra quelle memorizzate, la famiglia di curve e la curva più idonea a rappresentare la deambulazione corrente, denominata curva ideale. Il microprocessore 70’ regola la reazione dell’ammortizzatore 80,95 e dei motori 70,105 al fine di minimizzare l’errore definibile, ad esempio, come la distanza, nello spazio ad n-dimensioni, fra il punto corrente, le cui coordinate sono definite dalle misure eseguite dai trasduttori 16ae 17a nell’istante corrente, ed il corrispondente punto della curva ideale oppure come errore di forza dipendente dall’angolo relativo e derivata dell’angolo dell’articolazione (ginocchio o caviglia).

In particolare, il microprocessore 70’ stabilisce, in base all’entità dell’errore, alla curva ideale adottata ed alla famiglia di appartenenza della curva stessa, se continuare ad inseguire la curva ideale corrente, oppure adottare una diversa curva ideale oppure cambiare famiglia di curve.

Tale architettura di controllo à ̈ in grado di ottimizzare la deambulazione adattandosi all’evoluzione dello stato psico-fisico del paziente, pertanto il paziente cammina sempre al meglio delle proprie possibilità sia nelle fasi immediatamente successive all’amputazione, quando à ̈ più incerto, sia quando ha acquisito maggiore sicurezza. Un ulteriore vantaggio à ̈ rappresentato dal fatto che i tempi di riabilitazione si riducono, poiché il paziente à ̈ continuamente assistito da un dispositivo che svolge la funzione di riabilitatore elettronico perché contribuisce a correggere e migliorare la deambulazione.

La descrizione di cui sopra di una forma esecutiva specifica à ̈ in grado di mostrare l’invenzione dal punto di vista concettuale in modo che altri, utilizzando la tecnica nota, potranno modificare e adattare in varie applicazioni tale forma esecutiva specifica senza ulteriori ricerche e senza allontanarsi dal concetto inventivo, e, quindi, si intende che tali adattamenti e modifiche saranno considerabili come equivalenti della forma esecutiva esemplificata. I mezzi e i materiali per realizzare le varie funzioni descritte potranno essere di varia natura senza per questo uscire dall’ambito dell’invenzione. Si intende che le espressioni o la terminologia utilizzate hanno scopo puramente descrittivo e per questo non limitativo.

Claims (10)

1. RIVENDICAZIONI 1. Una protesi per amputati agli arti inferiori, detta protesi avendo un elemento piede e un segmento tibiale tra loro girevolmente articolati mediante un giunto caviglia, in cui il movimento detta protesi si suddivide in una fase cd. di swing, tra il distacco della punta e l’appoggio del tacco del piede, ed una fase cd. di stance, comprendente l’appoggio del tacco, l’appoggio della pianta e il distacco della punta, − in cui detto giunto caviglia comprende un attuatore, in particolare un motoriduttore, e mezzi a microprocessore atti a controllare il moto del giunto caviglia per riprodurre la mimica del passo e definire la posizione relativa del piede rispetto alla tibia, caratterizzata dal fatto che − à ̈ previsto un trasduttore di posizione in corrispondenza dell’asse di articolazione della caviglia che riproduce il movimento della tibia rispetto al piede, detto trasduttore di posizione misurando la rotazione dell’elemento piede in corrispondenza della caviglia; − e che detto trasduttore di posizione fornisce un segnale di posizione a mezzi a programma residenti nel microprocessore, detti mezzi a programma calcolando la velocità angolare relativa del piede rispetto alla tibia e generando curve posizione-velocità angolare che riproducono il ciclo del passo, detti mezzi a programma imponendo a detto attuatore l'appartenenza ad una di dette curve per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura.
2. 2. Una protesi come da rivendicazione 1, in cui detta caviglia comprende inoltre una molla in serie alla cerniera della caviglia per ridurre l'impegno in termine di coppia di detto attuatore.
3. 3. Una protesi come da rivendicazione 1, in cui detto attuatore à ̈ atto ad agire come freno motore nel corso di detta fase di appoggio accumulando energia in una batteria.
4. 4. Una protesi come da rivendicazione 1, in cui detto giunto caviglia comprende uno smorzatore che coadiuva detto attuatore o lo sostituisce nella fase passiva, in particolare detto smorzatore sulla caviglia essendo di tipo ad impedenza controllata da detti mezzi a programma attraverso dette curve.
5. 5. Una protesi come da rivendicazione 1, comprendente inoltre un segmento femorale fissabile ad un attacco femorale e girevolmente connesso a detto segmento tibiale attorno ad un giunto ginocchio, in cui detta articolazione del ginocchio comprende un ammortizzatore a fluido che ha rispettivamente un attacco superiore e un attacco inferiore connessi rispettivamente con detto segmento femorale e detto segmento tibiale, e causante lo smorzamento del movimento relativo di detto segmento tibiale rispetto a detto segmento femorale, in modo che in opportune fasi della deambulazione il segmento tibiale risulti frenato rispetto al segmento femorale, in cui l’ammortizzatore a fluido comprende un cilindropistone e uno stelo incernierato a detto pistone, e mezzi a microprocessore per variare la reazione di ammortizzazione di detto ammortizzatore, in cui l'ammortizzatore ha un trasduttore di forza, in particolare sullo stelo, e il microprocessore riceve un segnale di forza dal trasduttore di forza e aziona i mezzi per variare la reazione di detto ammortizzatore in funzione del segnale di forza presente in detto ammortizzatore, in particolare essendo prevista una molla posta in parallelo a detto ammortizzatore, in particolare detto ammortizzatore essendo atto a fungere da finecorsa meccanico nella configurazione di articolazione completamente estesa.
6. 6. Una protesi come da rivendicazione 5, in cui à ̈ previsto un attuatore, in particolare un motoriduttore, applicato al giunto ginocchio con funzione principale di generatore per coadiuvare l'ammortizzatore nella sua funzione di dissipatore durante la fase di flessione e di estensione del ginocchio che equivalgono a fasi dissipative del passo, e per recuperare energia sotto forma di contro forza elettromotrice agli avvolgimenti del motore, detta energia essendo opportunamente riversata in un’unità di accumulo a disposizione anche di detto attuatore alla caviglia.
7. 7. Una protesi come da rivendicazioni 1 e 5, in cui à ̈ previsto un trasduttore di posizione in corrispondenza dell’asse di articolazione che riproduce il movimento del ginocchio, detto trasduttore di posizione misurando la rotazione del ginocchio, in particolare essendo inoltre previsti sensori d'inclinazione, accelerometri, sensori di forza a livello della punta e del tacco, detti sensori e trasduttori fornendo relativi segnali a mezzi a programma residenti nel microprocessore, detti mezzi a programma generando curve n-dimensionali all'interno di spazi ndimensionali che rappresentano la combinazione di variabili scelte tra: l'angolo relativo femore tibia, la velocità angolare relativa femore tibia, lo sforzo lungo l'asse dell'ammortizzatore, l'angolo relativo piede tibia, la velocità angolare relativa del piede rispetto alla tibia detti mezzi a programma imponendo a detti attuatori l'appartenenza ad una di dette curve per caratterizzare una determinata condizione di deambulazione o di postura.
8. 8. Una protesi come da rivendicazioni 1 e 7, in cui dette curve descrivono la camminata del paziente, in cui detti mezzi a programma partendo da curve predefinite apprendono nuove curve durante l'uso, e utilizzano dette nuove curve come curve di riferimento per la verifica della corretta deambulazione, in particolare, detti mezzi a programma sono atti a determinare l'allontanamento da dette curve per definire difetti di deambulazione.
9. 9. Una protesi come da rivendicazione 5 in cui detto trasduttore di forza sullo stelo à ̈ un dinamometro ad anello, quale una cella di carico di Morehouse, in particolare detta cella di carico di Morehouse comprendendo un una porzione elastica di detto stelo con un foro perpendicolare all'asse e una pluralità di estensimetri che convertono un allungamento o una compressione in una variazione di resistenza elettrica, in particolare detti estensimetri essendo collegati tra di loro in una configurazione a ponte di Wheastone in modo da fornire un segnale atto ad essere elaborato mediante un algoritmo per calcolare la forza applicata, in particolare essendo previsto un filtro passa alto per identificare le frequenze proprie dell'impatto del tacco con il terreno.
10. 10. Una protesi per amputati agli arti inferiori, detta protesi avendo un elemento piede e un segmento tibiale tra loro girevolmente articolati, detto segmento tibiale essendo articolato girevolmente mediante una caviglia a detto elemento piede mediante un giunto caviglia, in cui il movimento detta protesi si suddivide in una fase cd. di swing, tra il distacco della punta e l’appoggio del tacco del piede, ed una fase cd. di stance, comprendente l’appoggio del tacco, l’appoggio della pianta e il distacco della punta, − in cui detto giunto caviglia comprende un attuatore, in particolare un motoriduttore, e mezzi a microprocessore atti a controllare il moto del giunto caviglia per riprodurre la mimica del passo e definire la posizione relativa del piede rispetto alla tibia, caratterizzata dal fatto che detto attuatore ha un motore coassiale alla tibia.