WO2016157043A1

WO2016157043A1 - Dispositif d'entraînement des membres inférieurs d'une personne en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale

Info

Publication number: WO2016157043A1
Application number: PCT/IB2016/051673
Authority: WO
Inventors: Roland Brodard
Original assignee: Rb Patents Sarl
Priority date: 2015-04-01
Filing date: 2016-03-24
Publication date: 2016-10-06
Also published as: KR20170139035A; EP3277242A1; CN107635622A; CH710937A1; JP2018518208A; US20180085276A1

Abstract

L'invention concerne un dispositif d'entraînement des membres inférieurs d'une personne, comprenant un châssis de base (4), une table (2) supportant la personne (1), au moins une orthèse mécanique motorisée agencée pour constituer une interface avec au moins un des membres inférieurs de ladite personne (1 ) de telle sorte que les mouvements dudit membre inférieur et de ladite orthèse sont liés et identiques, ladite orthèse étant fixée à une extrémité de ladite table (2), et un dispositif de stimulation électrique fonctionnelle et de mesure d'électromyogramme (24, 25) comprenant au moins une paire d'électrodes de stimulation et de mesure (28, 29) destinées à agir sur un muscle ou groupe musculaire dudit membre inférieur pour, d'une part, stimuler ledit muscle ou groupe musculaire, et, d'autre part, mesurer la réaction dudit muscle ou groupe musculaire, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un mécanisme d'élévation (3) permettant de faire varier la position verticale de la table (2) par rapport au châssis de base (4) entre une position basse, dans laquelle le transfert et l'installation de la personne (1 ) sont facilités, des positions de travail intermédiaires, et une position haute permettant un entraînement en position debout de la personne (1) et un mécanisme d'inclinaison de ladite table (2) permettant de faire varier l'inclinaison de ladite table (2) par rapport au châssis de base (4), notamment entre une position horizontale, dans laquelle la personne (1 ) est positionnée en décubitus dorsal, et une position verticale, dans laquelle la personne (1 ) est en position debout, la combinaison des mécanismes d'élévation et d'inclinaison de la table (2) permettant la mobilité de ladite orthèse sur toute l'étendue des plages physiologiques respectives de mouvements dudit membre inférieur.

Description

Dispositif d'entraînement des membres inférieurs d'une personne en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale.

Domaine de l'invention

Le domaine de l'invention concerne un dispositif permettant la rééducation et/ou l'entraînement de la mobilité, de la force et de l'endurance des membres inférieurs d'une personne en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale, notamment pour la réadaptation suite à un handicap moteur ou neuromoteur, tel que par exemple une paraplégie, hémiplégie ou en cas d'infirmité motrice cérébrale; ainsi que dans le domaine du sport pour la rééducation fonctionnelle post-traumatique et/ou l'entraînement. Etat de la technique

Des dispositifs exerçant la mobilité des membres inférieurs d'une personne en position couchée ou assise sont connus, il s'agit soit de dispositifs de simple pédalage, généralement du type ergocycle, tels que par exemple les dispositifs StimMaster et ERGYS2, soit de dispositifs permettant l'extension des jambes contre une résistance de charge, dénommée usuellement "leg press", tel que par exemple le dispositif CON-TREX. Quelques dispositifs bénéficient de l'assistance d'une stimulation neuromusculaire électrique.

Le plus évolué de ces dispositifs de mobilisation des membres inférieurs à structure de type exosquelette, assisté par une stimulation neuromusculaire électrique réglée en boucle fermée, est décrit dans le brevet US 7,381 ,192 et est commercialisé sous la référence commerciale Motionmaker™. Ce dispositif permet un entraînement de la mobilité, de la force musculaire et de l'endurance sur toute l'étendue de la plage physiologique des articulations des membres inférieurs. Ce dispositif présente toutefois plusieurs inconvénients. En particulier, il n'est pas capable de mouvements rapides parce que les moteurs électriques d'actionnement de la structure de type exosquelette ont des puissances limitées du fait que leurs dimensions sont également limitées car ils sont fixés sur l'exosquelette mobile. Pour les mêmes raisons, la force maximale délivrée par ce dispositif lors d'un exercice d'extension du membre inférieur du type "leg press" n'est que de 250 Newton par jambe, très insuffisante pour permettre l'entraînement de personnes saines et/ou seulement parétiques, la force nécessaire pour l'entraînement de type "leg press" d'une personne saine devant être de l'ordre de 2000 Newton par jambe.

D'autres dispositifs exerçant l'entraînement à la marche d'une personne en position debout sont connus, il s'agit le plus souvent de dispositifs utilisant un tapis roulant motorisé sur lequel l'utilisateur est supporté par un système de décharge de son poids au moyen usuellement d'un harnais de type parachutiste et dont la marche sur le tapis roulant est, soit assistée par une orthèse de jambe soit par une attelle de jambe, alors que le poids de ces éléments peut être supporté par des éléments complémentaires de décharge comme par exemple un support en forme de parallélogramme. Le brevet US 6,821 ,233 décrit un tel dispositif. Une variante de ce type de dispositifs remplace le tapis roulant motorisé par un système composé de deux plaques mobiles motorisées, chacune de ces plaques étant destinée à supporter un pied de l'utilisateur. Lesdites plaques effectuent un mouvement motorisé alterné en avant et en arrière qui détermine un mouvement alterné des jambes qui s'apparente au mouvement de la marche. Les dispositifs GangTrainer et HapticWalker utilisent cette variante. Un autre dispositif décrit par le brevet US 6,685,658 consiste en une table motorisée de verticalisation de l'utilisateur, lui permettant de passer de la position en décubitus dorsal à la position verticale avec les pieds reposant alors sur deux plaques mobiles à mouvement motorisé alterné.

Les dispositifs décrits ci-dessus dans le cadre de l'état de la technique ont l'inconvénient de ne pas être polyvalents car il s'agit, soit de dispositifs spécifiques qui exercent en position couchée ou assise la mobilité des membres inférieurs et l'entraînement de la force et de l'endurance de dite mobilité, soit d'autre dispositifs spécifiques qui exercent en position verticale un entraînement à la marche. II est donc nécessaire d'améliorer les systèmes et méthodes proposés, pour mieux répondre aux exigences physiologiques d'une réadaptation globale et précoce de la fonction motrice et locomotrice des membres inférieurs, et pour faciliter et simplifier la tâche de l'opérateur du système, tout en garantissant une solution totalement fiable et efficace. L'objectif de l'invention est de pouvoir réaliser au moyen d'un dispositif, unique et polyvalent, une rééducation globale fonctionnelle précoce des membres inférieurs d'un patient neurologique (paralysé ou parétique) et/ou l'entraînement d'une personne saine en combinant, en position en décubitus dorsal ou partiel, l'entraînement de la mobilité, de la force et de l'endurance desdits membres contre une résistance de charge ajustable avec, en position debout (verticale), l'entraînement précoce de la marche. Description de l'invention

La présente invention concerne un dispositif d'entraînement des membres inférieurs d'une personne en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale.

Il est bien connu qu'il résulte de l'immobilisation des membres, notamment d'une paralysie, un lourd handicap fonctionnel qui peut être aggravé par toute une série de complications : atrophie musculaire, escarres, spasticité, ostéoporose, troubles circulatoires et rétractions musculo-tendineuse ainsi que capsulo-ligamentaires.

A une rétraction musculo-tendineuse est associée une atrophie musculaire. Il en résulte que le muscle perd sa force et son endurance. Par conséquent, il perd sa capacité de fournir un travail fonctionnel.

La rétraction capsulo-ligamentaire est également une complication majeure et très fréquente qui peut provoquer une limitation d'amplitude articulaire (ankylose) et des attitudes vicieuses. Avec le temps, elle peut également avoir une répercussion sur le cartilage articulaire.

Il est donc impératif de prévenir ces différentes complications, et en particulier les problèmes musculo-tendino-articulaires, en mobilisant régulièrement le patient dès le début de sa lésion par un programme bien établi en fonction de la lésion, pour renforcer la musculature et l'endurance des membres inférieurs.

Il est également essentiel que, le plus rapidement possible, le patient soit mis en position verticale (position debout), afin qu'il soit dans une position physiologique assurant une régularisation des différents métabolismes et de nombreuses fonctions physiologiques, puis de débuter un entraînement précoce de la fonction de locomotion qui est l'un des objectifs principaux en vue de la restauration de la marche à un niveau optimal. Idéalement, les entraînements de mobilité des membres et de la marche doivent être débutés de la manière la plus précoce compatible avec le cas spécifique d'un patient donné. D'une manière globale l'entraînement doit permettre d'éviter que l'inactivité ne favorise encore la mise en veilleuse du schéma moteur et chez les patients neurologiques la dégénérescence neuronale avec perte du schéma moteur. L'entraînement est important pour conserver une activité neuronale jusqu'à ce qu'une régénération potentielle des activités volontaires soit révélée.

Chez les patients neurologiques, l'atteinte neuronale est le plus souvent partielle, et par exemple, seulement 20% des personnes paraplégiques ont subi une atteinte totale de la moelle épinière, alors que 80% ne montrent qu'une atteinte partielle de la moelle épinière.

La majorité des patients neurologiques, ayant une atteinte neuronale cérébrale ou médullaire partielle, présentent un potentiel de récupération fonctionnelle basé sur la grande faculté de «plasticité» du système nerveux central et notamment sur sa capacité de «plasticité de substitution», c'est-à-dire que, par suite d'une réorganisation des circuits nerveux sous-lésionnels, des circuits nerveux non atteints, encore sains, peuvent se substituer à des circuits nerveux détruits pour en assurer la fonction. Cette plasticité de substitution peut être stimulée car pour l'essentiel elle est déterminée par les informations nerveuses fournies au système nerveux central par le système nerveux proprioceptif et, plus précisément encore, par la boucle fermée de réglage réalisée entre le système nerveux proprioceptif et les nerfs moteurs (motoneurones alpha) des muscles concernés. ·

Il convient de bien rappeler ici un point essentiel : la contraction de tout muscle responsable d'un mouvement est sous le contrôle du système nerveux proprioceptif dont ledit muscle dépend. Ce système nerveux comprend des propriocepteurs, qui sont des récepteurs, à l'origine d'une fibre nerveuse sensitive, sensibles aux stimulations produites par les mouvements du corps. Ces récepteurs sont situés au voisinage des os, des articulations et des muscles. Le système nerveux proprioceptif (qui représente la sensibilité profonde) forme, avec les muscles qu'il contrôle, un système de réglage en boucle fermée, subtile et précis, qui permet le contrôle des mouvements et de la position du corps.

Dans le cadre du système nerveux proprioceptif, les muscles jouent un rôle majeur car ils contiennent deux propriocepteurs essentiels, les fuseaux neuromusculaires, qui informent de manière prépondérante le système nerveux central de la position et du mouvement des segments des membres du corps par rapport à son environnement par la transmission d'informations concernant la longueur des muscles auxquels ils appartiennent et la vitesse de variation de cette longueur et les organes tendineux de Golgi par leur transmission d'informations concernant le degré de tension (force) du tendon auquel ils appartiennent et par conséquent de la force exercée par le muscle concerné.

Il résulte de ce qui précède que ces deux propriocepteurs intramusculaires jouent un rôle primordial dans le contrôle de la position et des mouvements. Mais une caractéristique commune à ces deux types de propriocepteurs intramusculaires est qu'ils ne sont sensibles qu'à leur étirement et qu'ils restent silencieux à défaut d'étirement.

L'ensemble des informations fournies par les propriocepteurs intramusculaires permet un contrôle rigoureux de la contraction du muscle, par la modulation de l'influx nerveux moteur, transmis à ce muscle par ses neurones moteurs d'origine médullaire, autrement dit par ses motoneurones alpha.

L'exemple suivant démontre toute l'importance de cette caractéristique primordiale commune. Normalement, la contraction volontaire d'un muscle fléchisseur d'une articulation donnée provoque un mouvement de flexion de dite articulation. Cette contraction avec raccourcissement dudit muscle détermine une tension des tendons du muscle dont le degré de force est transmis au système nerveux central par les organes tendineux de Golgi, tandis que les fuseaux neuromusculaires dudit muscle sont co-activés (par les motoneurones gamma) avec la contraction de ce muscle et transmettent au système nerveux central en temps réel la longueur du muscle et la vitesse de variation de cette longueur. Dans ce cas, toutes les informations proprioceptives relatives au mouvement de flexion articulaire transmises au système nerveux central sont correctes.

Dans le cas, où au contraire d'un mouvement volontaire, le mouvement de flexion de ladite articulation est provoqué de manière passive par un moyen externe, manuel ou robotique, le mouvement induit provoque le raccourcissement passif imposé au muscle, il n'y a dès lors aucune tension soumise aux tendons dudit muscle et en l'absence de tension, les organes de Golgi restent silencieux, et les fuseaux neuromusculaires, qui ne sont pas co-activés par ce raccourcissement passif du muscle, restent dès lors également silencieux. Dans ce cas, aucune information proprioceptive n'est transmise au système nerveux central. L'exemple ci-dessus met dès lors en exergue l'inconvénient majeur résultant d'un entraînement par des mouvements passifs imposés par un moyen externe manuel ou robotique. Il devient évident que de tels mouvements ne transmettent pas au système nerveux central les précieuses informations proprioceptives indispensables à la stimulation efficace de la plasticité de substitution et qu'ils peuvent même se révéler contre-productifs.

Il résulte de ce qui précède que la participation active des muscles à un entraînement efficace des membres inférieurs est impérative et incontournable.

Ainsi, chez les patients neurologiques qui présentent un déficit ou une absence de commande motoneuronale de la contraction musculaire volontaire, une stimulation électrique fonctionnelle (SEF) des muscles parétiques ou paralysés réglée en boucle fermée en temps réel est la solution de choix pour provoquer les contractions musculaires contrôlées, aptes à transmettre les informations proprioceptives adéquates au système nerveux central. Un autre avantage de cette stimulation de type CLIMFES (Closed-Loop Integrated Myography Functional Electrical Stimulation) est de permettre de réaliser et de contrôler, en force, vitesse et amplitude articulaire, tous les mouvements articulaires physiologiques des membres. L'objectif essentiel d'un entraînement de rééducation est de permettre au patient de recouvrer, puis d'entretenir une capacité de travail fonctionnel (en quelque sorte un niveau de "fitness") des membres inférieurs qui, dans toute la mesure du possible soit capable de soutenir le poids du corps en position verticale, ou mieux encore, soit capable de le faire passer d'une position assise, voire accroupie à la position verticale et réciproquement. A ce stade seulement, le patient sera véritablement apte à pouvoir entreprendre de manière précoce, avec un bénéfice optimal, un entraînement spécifique du processus de la marche bipède. Pour atteindre l'objectif décrit ci-dessus, il convient d'entraîner des schémas moteurs des mouvements et de la marche aussi réels et normaux que possible. Pour cela il faut s'assurer que les informations proprioceptives, fournies par les muscles au système nerveux central, sont aussi proches que possible des informations résultant d'un mouvement volontaire similaire. Il en résulte que les mouvements entraînés doivent être réalisés en respectant le plus étroit mimétisme des mouvements volontaires initiaux, avec une participation active des muscles concernés et en respectant scrupuleusement les résistances de charge qui s'opposaient à ces mouvements initiaux. Dans le cas spécifique de l'entraînement précoce du processus de la marche bipède, il suffit dans un premier temps de respecter scrupuleusement la cinématique et la dynamique contre résistance de charge naturelle des mouvements des trois segments des membres inférieurs, soit de la séquence des mouvements de flexion- extension de la cuisse à l'articulation de la hanche, de la jambe à l'articulation du genou et du pied à l'articulation de la cheville, pour stimuler convenablement la plasticité de substitution, puis le cas échéant pouvoir constater les premiers signes de récupération motrice fonctionnelle de la marche. En cas de signes probants de récupération, un entraînement plus élaboré de la marche naturelle sur le sol prenant en compte notamment les mouvements naturels spécifiques du bassin pourra alors être valablement envisagé.

Un objectif complémentaire est de fournir au rééducateur un indice précoce et précurseur fiable de la capacité potentielle de récupération d'une activité fonctionnelle volontaire, au moyen de l'électromyographie de surface (EMG) des muscles concernés, puis de pouvoir suivre le développement de cette phase de récupération tout au long des entraînements consécutifs.

A ce jour, il n'existe pas de dispositif unique et polyvalent d'entraînement des membres inférieurs d'un patient neurologique en position en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale, qui remplit les conditions énoncées ci-dessus, de façon à pouvoir entraîner les membres inférieurs d'une manière physiologique, respectant un étroit mimétisme de l'activité volontaire devenue impossible ou restreinte, consécutivement à une lésion du système nerveux central et dont on peut évaluer les prémices d'une récupération motrice fonctionnelle et son degré d'évolution dans le temps au moyen d'un système intégré d'électromyographie de surface (EMG).

Le but de la présente invention est de proposer un dispositif d'entraînement unique et polyvalent des membres inférieurs combiné avec l'entraînement précoce à la marche qui soit exempt des inconvénients (défauts) énumérés ci-dessus et qui satisfasse les conditions énoncées ci-dessus, de façon à assurer un entraînement physiologiquement optimal de rééducation des membres inférieurs, puis d'entraînement à la marche, en respectant le plus étroit mimétisme d'un entraînement actif volontaire et intégrant l'appréciation des résultats et leur évolution au fil du temps au moyen d'une électromyographie de surface (EMG) intégrée.

La réunion fonctionnelle en un seul dispositif polyvalent de l'ensemble des fonctionnalités, usuellement dévolues à deux types de dispositifs distincts, présente l'avantage qu'un tel dispositif, unique et compact, permet d'économiser beaucoup d'espace et de faciliter grandement le travail de l'opérateur, notamment par l'étendue des fonctionnalités disponibles sur le même dispositif.

A cet effet, l'invention concerne un dispositif d'entraînement des membres inférieurs tel que défini à la revendication 1.

Description détaillée

La description qui suit, donnée à titre d'exemple de réalisation, se réfère aux dessins sur lesquels: - La Fig. 1 illustre de façon schématique un mode d'exécution du dispositif selon l'invention dans sa position horizontale basse permettant l'installation initiale du patient en décubitus dorsal;

- Les Fig. 2 et 3 montrent de façon schématique deux positions, respectivement une position graduelle intermédiaire en décubitus partiel à la Fig. 2 et la position verticale (debout du patient) à la Fig. 3; - Les Fig. 4a et 4b montrent de façon schématique les deux positions extrêmes de l'orthèse fonctionnelle du dispositif de la Fig. 1 , en flexion 4a et en extension 4b;

- La Fig. 5 montre le harnais de type parachutiste destiné à soutenir et maintenir le patient sur le dispositif, notamment dans les positions des Fig. 2 et 3;

- La Fig. 6 montre un schéma bloc de l'ensemble du système selon la présente invention.

Selon l'exemple de réalisation du dispositif représenté à la Fig. 1 , le dispositif comporte une table 2 agencée et articulée sur un mécanisme mobile élévateur à ciseaux 3, de telle sorte que dite table, initialement horizontale, puisse être graduellement élevée et inclinée, puis indexée en toute position intermédiaire, comme illustré sur la Fig. 2 jusqu'à une position finale verticale illustrée sur la Fig 3. Le mécanisme mobile élévateur à ciseaux 3 est lui-même agencé sur un châssis de base 4 muni de roulettes de déplacement 5. A l'extrémité articulée de la table 2 sont fixées par l'intermédiaire d'une articulation 6, et au moyen d'un support ajustable en hauteur 7 deux orthèses fonctionnelle identiques de type exosquelette, soit une orthèse fonctionnelle pour chaque jambe du patient 1. La table 2, dûment rembourrée est destinée à supporter le dos et le bassin du patient en position initiale en décubitus dorsal. Chacune des deux orthèses constitue un système robotique de type sériel, composé de trois segments 8, 9, 10, liés par des articulations 1 1 , 12. Chacune des orthèses est agencée de façon à réaliser un exosquelette de soutien et de guidage du membre inférieur, assurant ainsi une interface mécanique avec les trois segments corporels qui composent le membre inférieur, à savoir la cuisse, la jambe et le pied.

A cet effet et en référence à la Fig. 2, les segments du membre inférieur, cuisse et jambe, peuvent être liés aux segments correspondants 8, 9 de l'orthèse mécanique au moyen de supports rembourrés en forme de gouttière 13, 14 et de sangles à fermeture du type «velcro» 15, 16 reliés à la structure orthétique. Les segments orthétiques de la cuisse 8 et de la jambe 9 sont constitués de tubes télescopiques, dont la longueur peut être adaptée à la morphologie du patient, de telle façon que les articulations orthétiques de la hanche 6, du genou 11 et de la cheville 12, coïncident d'un point de vue fonctionnel, avec les articulations physiologiques correspondantes du patient. Le troisième segment orthétique 10 constitue le support plantaire. Le pied est maintenu constamment appuyé contre ce support plantaire au moyen d'une structure souple, qui s'apparente à la structure supérieure d'une chaussure, pouvant être fermée solidement par des languettes souples 17 à fermeture de type «velcro». L'anatomie et la biomécanique des membres humains révèlent une structure articulaire et musculaire de type sériel. Ainsi l'interface décrite, liant intimement les segments corporels du membre inférieur aux segments orthétiques correspondants de type sériel, constitue une unité fonctionnelle : les mouvements du membre et de l'orthèse seront dès lors liés et identiques.

La structure robotique de type sériel de l'orthèse lui permet dès lors de coopérer idéalement avec la propre structure sérielle des segments du membre et d'assurer le plus étroit mimétisme au plan physiologique, permettant d'effectuer avec la même simplicité et efficacité, aussi bien des entraînements musculaires et articulaires en chaîne fermée, tels que par exemple le "leg press", le pédalage et le processus de la marche, que des entraînements spécifiques avec toute la précision requise en chaîne ouverte d'une articulation donnée et des muscles impliqués.

Toutefois, les orthèses peuvent également être réalisées avec une cinématiq type parallèle sans sortir du cadre de la présente invention. La cinématique de type sériel de chaque orthèse, qui ne comporte qu'une seule chaîne cinématique, est la plus simple qui soit. Les avantages d'un tel système sériel sont assez nombreux, car ce système est très facilement ajustable à la morphologie du patient. On peut le plier facilement et automatiquement. Les trois articulations étant indépendantes, la commande est très simple.

Mais surtout, comme présenté aux Fig. 4a et 4b, la mobilité articulaire autorisée par un tel système est maximale et permet un entraînement optimal de la mobilité articulaire, sur toute son étendue physiologique. En effet, un tel entraînement exige pour chacune des articulations les amplitudes de mouvements, respectivement d'extension et de flexion suivantes :

Articulation de la hanche

Articulation du genou :

Articulation de la cheville

Les orthèses sérielles de type exosquelette comprenant les trois articulations hanche, genou et cheville sont placées de part et d'autre des membres inférieurs, côté externe. Chaque articulation est pilotée par un mécanisme de type bielle- manivelle et une transmission motorisée. Ce mécanisme permet d'actionner une manivelle par l'intermédiaire d'une bielle. Celle-ci est, dans la tradition de la robotique médicale légère, une tige filetée qui coulisse comme un vérin. Le mouvement télescopique est obtenu par un écrou dont la rotation est commandée par un moteur électrique, transformant ainsi la rotation du moteur et de l'écrou en mouvement de translation appliqué aux articulations de l'orthèse. La vis sans fin joue également un rôle de réducteur. Cette solution «traditionnelle» présente l'avantage d'un coût raisonnable et d'une implantation assurant une facilité de contrôle local.

Mais cette solution révèle plusieurs inconvénients:

Les actionneurs électriques ont une faible puissance massique, cette dernière étant le rapport entre la puissance développée par l'actionneur à la masse de celui-ci. Le rapport de réduction est fixe et limité. La vitesse et le couple délivrés dépendent du rapport de réduction: un faible rapport de réduction permet une plus grande vitesse mais un moindre couple, un grand rapport de réduction diminue la vitesse mais augmente le couple.

La capacité de l'actionneur électrique est également limitée par échauffement du moteur qui doit dès lors être surdimensionné.

Dans le cas d'espèce du dispositif selon l'invention, les actionneurs des articulations du genou et de la cheville représentent des masses critiques puisqu'ils sont «portés» par l'orthèse elle-même souvent en position de porte-à-faux. Ainsi l'inertie de masse devient-elle d'autant plus critique que la vitesse de mouvement de l'orthèse augmente.

Il résulte d'une réalisation antécédente d'un tel dispositif avec des actionneurs électriques pourtant dûment calculés que la puissance et la vitesse des orthèses des jambes peuvent s'avérer juste compatibles pour assurer un entraînement initial des membres inférieurs paralysés. Mais que la vitesse et la puissance disponibles s'avèrent insuffisantes pour assurer et contrôler les mouvements des membres du dispositif selon l'invention et notamment la prise en charge de la totalité du poids du patient lors de l'entraînement du processus de la marche en position debout. Dans le cas du dispositif selon l'invention un objectif est d'obtenir notamment dans le cas de l'entraînement de la force par pleine extension d'une jambe (exercice de "leg press") contre résistance de charge, une force maximale de 2000 Newton à une vitesse maximale de 1 m/s.

Un autre objectif est que l'orthèse de jambe puisse, dans le cadre de l'entraînement à la marche en position debout sur le support plantaire 10 de l'orthèse, supporter la totalité du poids du patient lors la phase de prise d'appui du cycle de la marche. Sachant qu'il est prévu un poids maximum autorisé du patient de 140 kg et que lors de la prise d'appui ce poids augmente encore de l'ordre de 20%, le poids total à prendre en charge est de l'ordre de 170 kg. Par conséquent la force maximale visée de 2000 Newton est nécessaire.

Pour surmonter tous les inconvénients décrits précédemment des actionneurs électriques et répondre aux exigences de la présente invention, il est prévu d'équiper le dispositif selon l'invention d'actionneurs hydrauliques. Ces derniers présentant les avantages suivants: Une puissance massique de 5 à 10 fois plus importante que les actionneurs électriques, un pouvoir d'accélération très important et une grande vitesse d'actionnement, même au couple maximal. Ces caractéristiques et la grande rigidité des actionneurs hydrauliques autorisent un entraînement direct, sans réducteur, des articulations de l'orthèse, bien adapté à la motricité répartie des articulations de l'orthèse et autorisant des mouvements fluides.

Un autre inconvénient des actionneurs électriques est que leur fonctionnement se révèle fort bruyant, associés à leur réducteur, ils émettent un bruit désagréable à caractère strident, encore sensiblement augmenté par le nombre d'actionneurs fonctionnant simultanément au sein d'un dispositif robotique orthétique. Un tel bruit entraîne une nuisance avérée pour l'utilisateur et son environnement.

Au contraire, un système d'actionneurs hydrauliques présente l'avantage d'un fonctionnement quasiment silencieux qui procure un grand confort d'utilisation.

Les seuls éléments quelque peu bruyants d'un système hyraulique sont la pompe et les servo-valves électriques qui peuvent être regroupées dans une unité centrale insonorisée.

Enfin les actionneurs hydrauliques présentent encore l'avantage, contrairement aux actionneurs électriques, de ne pas émettre de parasites électromagnétiques. Cet avantage est déterminant à proximité immédiate d'un système intégré de mesure d'électromyogrammes (EMG) utilisé conjointement avec le fonctionnement des actionneurs, comme cela sera décrit plus loin. Comme représenté à la Fig.1 , les articulations orthétiques du genou 1 1 et de la cheville 12 sont du type bielle-manivelle. La bielle étant la tige des vérins hydrauliques à double effet 18 et 19. Dans cette disposition, la bielle a une extrémité faisant un mouvement de translation associé à un mouvement pendulaire lié à la manivelle.

L'articulation orthétique de la hanche nécessitant une capacité de rotation totale de 150° ne peut pas être du type bielle-manivelle. Un vérin hydraulique rotatif 20 est utilisé à cet effet. Chaque vérin hydraulique est muni d'un capteur de position, chaque articulation orthétique est munie d'un capteur de position angulaire absolue 33, et de capteurs de forces et de couples 34. En raison de l'adoption d'un système d'actuateurs hydrauliques de la mobilité des orthèses, il est également prévu d'utiliser des actuateurs hydrauliques, respectivement pour actionner au moyen d'un vérin hydraulique le mécanisme mobile élévateur à ciseaux 3 de la table 2 et pour actionner graduellement au moyen d'un vérin 21 le passage de la position horizontale de la table 2 représentée à la figure Fig.1 à la position verticale de dite table représentée à la Fig. 3 et pour l'indexer à toute position inclinée intermédiaire telle que représentée à la Fig. 2.

La Fig. 5 illustre à titre d'exemple un harnais (37) complet de soutien de la personne sur la table d'accueil 2. Ce harnais comprend une ceinture principale pelvienne (ou du bassin), fixée par sa partie dorsale à dite table. Cette ceinture est munie d'une partie inférieure de type cuissard (39), destinée à soutenir le poids du patient, notamment en position verticale, et d'une ceinture abdominale de stabilisation.

Des bretelles (38) sont également rattachées à la partie supérieure arrière de la ceinture pelvienne. L'autre extrémité des bretelles est rattachée derrière l'épaule du patient à la table d'accueil 2. Tout le harnais est prévu parfaitement ajustable à la taille d'une personne donnée.

Le harnais remplit trois fonctions: 1) la stabilisation latérale de la personne, 2) en position en décubitus dorsal et dans les positions intermédiaires en décubitus partiel, les bretelles contrebalancent la force de réaction exercée durant les exercices d'entraînement, notamment dans le cas d'exercice de "leg press", et 3) en position debout pour l'exercice de la marche, le cuissard soutient le poids de la personne.

En référence à la Fig. 6 qui montre, à titre d'exemple de réalisation, le schéma-bloc d'un système selon la présente invention décrit ci-après.

Une unité centrale de commande 22 qui contient un micro-ordinateur 23 qui est l'unité centrale de programmation, de traitement des données et de contrôle de l'ensemble du système. Ce micro-ordinateur est connecté avec différents modules ou unités décrits ci-après. Le micro-ordinateur 23 est connecté avec au moins un module de stimulation neuromusculaire électrique 24.

Chaque canal de sortie d'un module de stimulation 24 est connecté à une station de commutation 27, chargée de la gestion d'une paire d'électrodes 28 et 29.

Le micro-ordinateur 23 est également connecté avec au moins un module de mesure d'électromyogramme (EMG) 25 dont le canal d'entrée de mesure est connecté à la station de commutation 27.

Le micro-ordinateur 23 est également connecté directement avec la station de commutation 27.

Le micro-ordinateur 23 est également connecté avec une unité de gestion et de contrôle 32 d'une paire d'électrodes de référence 30 et 31 du système EMG mises à la masse dudit système. L'ensemble du système modulaire de stimulation neuromusculaire et de mesure d'électromyogramme présenté ci-dessus et appliqué selon la présente invention constitue un "Système multicanaux de stimulation électrique fonctionnelle (SEF) et de mesure d'électromyogramme (EMG) décrit de manière détaillée dans la demande de brevet suisse No 00262/15, ainsi que dans la demande de brevet internationale PCT/IB2016/050896.

Le micro-ordinateur 23 est également connecté avec au moins une unité de gestion et de contrôle 26 des micropuces électroniques d'identification et d'authentification incorporées aux électrodes 28 et 29, ainsi que 30 et 31. Ce système d'identification et d'authentification des électrodes appliqué selon la présente invention est décrit de manière détaillée sous le titre "Electrode transcutanée de surface avec micropuce électronique incorporée" dans la demande de brevet suisse No 00263/15, ainsi que dans la demande de brevet internationale PCT/IB2016/050896. Le micro-ordinateur 23 est également connecté avec les capteurs de position 33 intégrés à chacune des articulations 6, 1 1 et 12 des orthèses, ainsi qu'aux actuateurs hydrauliques du mécanisme élévateur à ciseaux 3 de la table 2 et à l'actuateur 21 de l'inclinaison de la table 2. Le micro-ordinateur 23 est également connecté avec les capteurs de forces et de couples 34 intégrés à chacune des articulations 6, 1 1 et 12 des orthèses, qui peuvent être mobilisées ou freinées par les vérins hydrauliques 18, 19 et 20.

Les capteurs de position 33 et les capteurs de forces et de couples 34 transmettent en temps réel leurs informations au micro-ordinateur 23. Ledit micro-ordinateur de gestion de l'unité centrale de commande 22 interprète ces données, ce qui permet de connaître en temps réel la position angulaire articulaire, l'accélération et la vitesse angulaire de chaque articulation, ainsi que les forces et couples qui s'y développent, ainsi que la hauteur de la position de la table 2 au-dessus du sol et l'angle d'inclinaison de dite table, pouvant varier graduellement de la position initiale horizontale à la position verticale. Ces informations constituent ainsi un rétrocontrôle complet de l'activité sous résistance de charge de chaque articulation. Ce rétrocontrôle technique se substitue ainsi au rétrocontrôle physiologique, tel qu'il est normalement transmis au système nerveux central par le système nerveux proprioceptif. En fait le rétrocontrôle technique fourni par la structure sérielle orthétique mime étroitement le rétrocontrôle physiologique déficient.

Le micro-ordinateur 23 est également connecté à chacune des servovalves électrohydrauliques du groupe 35 qui contrôle le flux hydraulique délivré, par le groupe de puissance hydraulique 36 comprenant un réservoir et une pompe, à chaque actuateur hydraulique (vérin hydraulique) 18, 19, 20, 21 et au mécanisme élévateur à ciseaux 3.

Le micro-ordinateur 23 est enfin connecté à une interface homme/machine 37 à écran tactile pour le contrôle du dispositif par l'opérateur, combiné à un système de «biofeedback» par l'affichage sur ledit écran placé devant la personne en exercice, de diverses données indiquant le niveau de performance réalisé ou à réaliser, notamment pour motiver et inciter la personne à persévérer. La littérature spécialisée met en évidence toute l'importance d'une implication mentale qui peut avoir un effet complémentaire bénéfique marqué qui facilite l'activité en cours. L'exécution conforme d'un programme d'entraînement est contrôlée par un dispositif dit de «compliance» qui mémorise dans le micro-ordinateur 23 différentes données résultant de l'exécution dudit entraînement, telles que par exemple les éventuels écarts d'exécution de chacun des paramètres initialement programmés. Cette compliance peut ensuite être consultée et interprétée par l'opérateur.

En référence à la Fig. 1 , le dispositif est montré dans sa position initiale avec la table d'accueil du patient dans sa position la plus basse, par exemple à 55 cm au-dessus du sol. Dans cette position, le mécanisme d'ajustage en hauteur du support 7 permet également d'abaisser l'articulation 6 de fixation des orthèses à la table 2 pour escamoter ledites orthèses en-dessous du plateau de dite table comme cela est montré sur la Fig. 1.

Cette disposition basse de la table d'accueil du patient avec la fixation escamotée des orthèses permet un transfert facile dudit patient de son fauteuil sur dite table. Puis au moyen du mécanisme élévateur à ciseaux 3, la table peut être élevée à une hauteur optimale pour l'opérateur et la hauteur du support ajustable 7 peut être ajustée pour que l'articulation 6 de fixation des orthèses coopère correctement avec l'articulation de la hanche du patient. Pour l'opérateur, cette position intermédiaire de la hauteur de la table 2 et du patient facilite grandement les réglages anthropométriques, notamment l'ajustage du harnais (37), de la longueur des segments orthétiques télescopiques de la cuisse 8 et de la jambe 9, des supports 13 et 14, et de leurs sangles de fermeture 15 et 16, ainsi que le placement des électrodes.

Puis par l'ajustage graduel, respectivement de la hauteur de la table 2 et de son inclinaison en position intermédiaire en décubitus partiel, la position du patient est amenée à la position d'entraînement optimale d'un exercice donné, tel que par exemple "leg press" ou pédalage, ou encore de tout autre exercice donné. Un exemple de dite position intermédiaire est illustré sur la Fig. 2. L'ajustage graduel, respectivement de la hauteur de la table 2 et de son inclinaison permet en position finale d'amener la table 2 à une hauteur adéquate et en position verticale avec le patient debout sur les supports plantaires 10 des orthèses des jambes, alors que son propre poids est supporté par le harnais selon la Fig. 5.

Dans cette ultime position montrée sur la Fig. 3, le patient est prêt à débuter un entraînement du processus de la marche.

Le but essentiel du dispositif est d'être capable de générer des mouvements des membres inférieurs avec n'importe quel type de trajectoires dûment contrôlées, exécutées contre des résistances de charge fixes ou évolutives programmées.

La cinématique de la trajectoire d'un mouvement donné est calculée et mémorisée dans le micro-ordinateur 23. Cette cinématique d'une trajectoire donnée peut être reproduite avec une totale fidélité car chacune des deux orthèses fonctionnelles motorisées par les actuateurs hydrauliques 18, 19, 20 constitue un système robotique de type sériel composé de trois segments 8, 9, 10 liés par les articulations 1 1 , 12 et à la table de travail 2 par l'articulation 6. Les capteurs de position 33 et les capteurs de force et de couple 34, incorporés à chacune desdites articulations de l'orthèse permettent le réglage en boucle fermée en temps réel de dite trajectoire.

Initialement une trajectoire donnée est calculée pour être reproduite de manière passive, à force nulle exercée par le patient, seules les masses propres de l'orthèse et la masse de la jambe sont prises en compte et neutralisées, notamment contre la gravité. Dans ce cas il n'y a pas d'interaction active du sujet avec l'orthèse.

Puis la même trajectoire est accomplie de manière active volontaire par un sujet sain et la séquence d'électromyogrammes (EMG) des muscles impliqués est dûment mesurée et enregistrée. Cette procédure peut être répétée avec différentes valeurs de résistances de charge appliquées aux articulations.

Une procédure identique peut être accomplie, en position debout du sujet, pour la trajectoire spécifique des jambes durant un cycle de la marche. La trajectoire reproduite de manière passive, à force nulle exercée par le patient, est réalisée alors que tout le poids du patient est supporté par son harnais, ce qui entraîne une absence totale de force appliquée sur le support plantaire 10 et par conséquent aucune force de réaction exercée par ledit support plantaire.

La même trajectoire du cycle de la marche est ensuite accomplie de manière active volontaire par un sujet sain et la séquence d'électromyogrammes (EMG) des muscles impliqués est dûment mesurée et enregistrée. Cette procédure doit être répétée avec différentes valeurs de la force appliquée sur le support plantaire 10 provoquant une force de réaction équivalente exercée par ledit support plantaire, force qui correspondra à la proportion de poids du sujet libérée de son soutien par le harnais.

Cette variation de la force appliquée sur le support plantaire 10 peut être obtenue par une très légère variation de la trajectoire dudit support plantaire réalisée par une très légère modulation de la longueur du rayon de cercle décrit entre ledit support plantaire et l'articulation orthétique de la hanche 6. Lorsque ledit rayon de cercle est très légèrement réduit la force appliquée sur le support plantaire 10 augmente et la force de réaction exercée par ledit support plantaire augmente de manière équivalente, ce qui provoque une décharge de force équivalente au niveau du harnais de soutien du sujet.

Cette légère modulation dudit rayon de cercle peut aller jusqu'à l'application totale du poids du corps sur le support plantaire 10 et donc la décharge complète au niveau du harnais.

Même dans ce cas extrême, le raccourcissement nécessaire dudit rayon de cercle ne gêne pas de manière significative une coopération adéquate des segments orthétiques avec les segments corporels de la jambe permettant sans restriction un accomplissement correct du cycle de la marche.

Par ce même jeu de modulation en temps réel dudit rayon de cercle durant un cycle de la marche, il est possible de moduler la force de réaction exercée par le support plantaire 10 pour respecter un étroit mimétisme avec la modulation de la force de réaction du sol bien connue intervenant lors d'un cycle de marche volontaire. Quand l'exécution volontaire de la trajectoire d'un mouvement donné n'est pas possible, en raison d'une paralysie des muscles impliqués, ou déficiente en raison d'une parésie desdits muscles, il a été mis en exergue plus haut dans le texte de la description de l'invention, l'inconvénient majeur résultant d'un entraînement passif imposé par un moyen externe manuel ou robotique, et au contraire toute l'importance primordiale et physiologiquement incontournable de la participation active des muscles impliqués.

Il est également décrit que dans de tels cas, la participation active des muscles peut être efficacement provoquée par une stimulation desdits muscles au moyen d'une stimulation électrique fonctionnelle des muscles réglée en boucle fermée en temps réel de type CLIMFES (Closed-Loop Integrated Myography Functional Electrical Stimulation).

Pour réaliser une telle stimulation, il est usuellement procédé à une modélisation préalable complexe de chaque muscle donné qui inclut l'intensité de stimulation (mA). Le modèle prend également en considération l'influence des angles articulaires. Ce qui est modélisé par deux fonctions cubiques, une pour chaque articulation dans le cas de muscles bi-articulaires. L'identification est accomplie à divers angles et intensités déterminés. Le temps d'identification total pour les relations de force intensité et de force position est dès lors d'environ 10 minutes. Il résulte finalement de ce type de modélisation que le régulateur adapté est complexe. Une telle modélisation a notamment été décrite dans le brevet US 7,381 ,192.

La complexité de la modélisation et du régulateur, le nombre et la complexité des calculs qui doivent être exécutés ralentissant le processus, et surtout le temps d'identification de 10 minutes nécessaire avant chaque séance d'entraînement présentent autant d'inconvénients.

Selon la présente invention une stratégie différente de stimulation pour surmonter les inconvénients précités est appliquée.

Le dispositif comprend un système intégré de mesure et d'enregistrement préalable de la séquence des électromyogrammes (EMG) de tous les muscles impliqués dans l'exécution d'une trajectoire définie, cette séquence définit, tout au long de ladite trajectoire et pour chaque muscle, une fenêtre de stimulation en fonction de la position de son EMG, qui empêche également que ledit muscle ne soit stimulé à des moments non physiologiques. La relation force position découle également de ladite fenêtre de stimulation. La relation force intensité est également basée sur les mesures EMG.

Pour une trajectoire prédéfinie, exécutée de manière active volontaire par un sujet sain sans aide de la part du dispositif de l'invention et au moyen de ses seules capacités physiques, toutes les données de référence de la séquence correspondante des EMG mesurés peuvent être enregistrées en ligne dans une table de correspondance intégrée audit système.

Par ailleurs, durant l'exécution de ladite trajectoire prédéfinie, les mesures effectuées par les capteurs de position articulaires 33 et/ou les capteurs de force 34 peuvent être enregistrées dans une table de correspondance intégrée au système pouvant coopérer avec la table de correspondance des EMG.

Une telle mise en œuvre a l'avantage d'être simple, précise et très rapide. Parce que la table de correspondance représente exactement la trajectoire désirée, aucune approximation n'est effectuée.

Il en résulte que les mesures EMG fournissent les informations correctes de synchronisation de la stimulation électrique. Alors que les capteurs de force 34 permettent l'ajustement de l'intensité de la stimulation électrique. La combinaison des mesures EMG et desdits capteurs de force 34 permet finalement une stimulation neuromusculaire réglée en boucle fermée en temps réel du type CLIMFES (Closed-

Loop Integrated Myography Functional Electrical Stimulation).

En conséquence un simple régulateur destiné au réglage des actuateurs hydrauliques 18, 19 et 20 peut être du type classique PID (proportionnel intégral dérivé), il n'y a plus aucune nécessité d'implémentation plus complexe pour contrôler les orthèses des jambes.

Le dispositif décrit ci-dessus offre une extrême polyvalence d'applications, car il est capable de générer et contrôler des mouvements des membres inférieurs exécutant n'importe quel type de trajectoires physiologiques dûment contrôlées, exécutées contre des résistances de charge fixes ou évolutives programmées. Il permet aussi bien des entraînements musculaires et articulaires en chaîne fermée que des entraînements spécifiques en chaîne ouverte d'une articulation donnée. Il permet en position en décubitus dorsal ou partiel l'entraînement de la mobilité, de la force et de l'endurance des membres inférieurs et en position verticale l'entraînement précoce de la marche.

Par son système intégré combinant une stimulation de type CLIMFES avec les mesures EMG, il assure un entraînement physiologiquement optimal avec une participation active des muscles qui, associée au respect du plus étroit mimétisme de l'activité volontaire devenue impossible ou restreinte suite à une lésion du système nerveux central, garantit une stimulation proprioceptive correcte du système nerveux central et, si nécessaire, de sa plasticité de substitution et d'évaluer de manière objective les prémices d'une récupération fonctionnelle, puis son évolution dans le temps au moyen du système intégré de mesure d'électromyographie de surface (EMG).

Finalement, il permet un entraînement global optimal d'une personne en situation d'handicap moteur ou neuromoteur, tel que par exemple paraplégie, hémiplégie, et en cas d'infirmité moteur cérébrale; ainsi que dans le domaine du sport pour la rééducation fonctionnelle post-traumatique et/ ou l'entraînement.

Suite à la description qui vient d'être faite, dans le but d'illustrer la manière dont l'invention peut être réalisée avantageusement, il convient de noter que l'invention n'est pas limitée à cette réalisation. Plusieurs variantes de réalisation d'un dispositif d'entraînement des membres inférieurs et des membres supérieurs d'une personne en décubitus dorsal ou partiel combiné avec l'entraînement de la marche en position verticale peuvent être envisagées dans le domaine de l'homme de l'art sans sortir du cadre de la présente invention telle que définie dans les revendications annexées.

Claims

Revendications

1. Dispositif d'entraînement des membres inférieurs d'une personne, comprenant un châssis de base (4), une table (2) supportant la personne (1 ), au moins une orthèse mécanique motorisée agencée pour constituer une interface avec au moins un des membres inférieurs de ladite personne (1) de telle sorte que les mouvements dudit membre inférieur et de ladite orthèse sont liés et identiques, ladite orthèse étant fixée à une extrémité de ladite table (2), et un dispositif de stimulation électrique fonctionnelle et de mesure d'électromyogramme (24, 25) comprenant au moins une paire d'électrodes de stimulation et de mesure (28, 29) destinées à agir sur un muscle ou groupe musculaire dudit membre inférieur pour, d'une part, stimuler ledit muscle ou groupe musculaire, et, d'autre part, mesurer la réaction dudit muscle ou groupe musculaire, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un mécanisme d'élévation (3) permettant de faire varier la position verticale de la table (2) par rapport au châssis de base (4) entre une position basse, dans laquelle le transfert et l'installation de la personne (1 ) sont facilités, des positions de travail intermédiaires, et une position haute permettant un entraînement en position debout de la personne (1 ) et un mécanisme d'inclinaison de ladite table (2) permettant de faire varier l'inclinaison de ladite table (2) par rapport au châssis de base (4), notamment entre une position horizontale, dans laquelle la personne (1 ) est positionnée en décubitus dorsal, et une position verticale, dans laquelle la personne (1 ) est en position debout, la combinaison des mécanismes d'élévation et d'inclinaison de la table (2) permettant la mobilité de ladite orthèse sur toute l'étendue des plages physiologiques respectives de mouvements dudit membre inférieur.

2. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce qu'il comporte deux orthèses, chacune étant agencée pour constituer une interface avec l'un des membres inférieurs du patient.

3. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que chaque orthèse comporte au moins trois segments orthétiques (8, 9, 10) destinés à constituer une interface mécanique avec respectivement la cuisse, la jambe et le pied de la personne (1), les premier et deuxième segments (8, 9) comportant des moyens (13, 15 ; 14, 16) pour leurs liaisons respectives à la cuisse et à la jambe de la personne (1 ) et le troisième segment (10) étant disposé de façon à constituer un support plantaire et comportant des moyens (17) pour sa fixation au pied de la personne (1 ), le premier segment (8) étant relié, à l'une de ses extrémités, à la table (2) par une première articulation motorisée (6) positionnée au niveau des hanches de la personne (1 ) et, à son autre extrémité, à l'une des extrémités du deuxième segment (9) par une deuxième articulation motorisée (1 1 ), l'autre extrémité dudit deuxième segment (9) étant reliée par une troisième articulation motorisée (12) au troisième segment (10), la motorisation des articulations (6, 1 1 , 12) étant assurée par des actuateurs (18, 19, 20).

4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que les moyens de liaison des premier et deuxième segments orthétiques (8, 9) consistent en des supports rembourrés en forme de gouttière (13, 14) permettant de loger un des membres inférieurs de la personne (1) et en des sangles (15, 16) reliées auxdits segments orthétiques (8, 9).

5. Dispositif selon la revendication 3 ou 4, caractérisé en ce que le troisième segment orthétique (10) possède la forme générale d'une chaussure permettant de loger un des pieds de la personne (1 ), ladite chaussure étant fermée solidement au moyen de languettes souples (17).

6. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 5, caractérisé en ce que les actuateurs (18, 19, 20) sont de type hydraulique, notamment des vérins hydrauliques à double effet (18, 19) pour les deuxième et troisième articulations (1 1 , 12) et un vérin hydraulique rotatif (20) pour la première articulation (6).

7. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 6, caractérisé en ce que les premier et deuxième segments orthétiques (8, 9) sont constitués d'éléments de longueurs variables, de façon à pouvoir adapter leur longueur à la morphologie de la personne (1 ).

8. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 7, caractérisé en ce que la première articulation (6) est fixée de manière réglable à la table (2) de telle sorte qu'elle puisse être escamotée en-dessous du niveau de la table (2) en position horizontale pour faciliter le transfert et l'installation de la personne (1 ) sur ladite table (2).

9. Dispositif selon l'une des revendications 3 à 8, caractérisé en ce que chaque articulation (6, 1 1 , 12) est munie d'au moins un capteur de position (33) et d'au moins un capteur de force (34), lesdits capteurs (33, 34) étant aptes à transmettre en temps réel à une unité centrale de commande (22) des données relatives à la position de ladite articulation (6, 1 1 , 12) et aux forces et couples qui s'y développent.

10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que l'unité centrale de commande (22) contient au moins une table de données de référence, dans lesquelles ont été enregistrées une série de mesures d'électromyogramme effectuées par la paire d'électrodes de stimulation et de mesure (28, 29) en relation avec une série de mesures effectuées par les capteurs de position et de force (33, 34), lesdites données de référence étant relatives à un utilisateur de référence ayant mobilisé chacun de ses membres inférieurs selon une trajectoire prédéfinie au moyen de ses seules capacités physiques, ladite unité centrale de commande (22) utilisant ladite table de données de référence pour contrôler les actuateurs (18, 19, 20) et la paire d'électrodes de stimulation et de mesure (28, 29) en boucle fermée et en temps réel de manière à mobiliser au moins l'un des membres inférieurs de la personne (1 ) selon ladite trajectoire prédéfinie .

1 1 . Dispositif selon la revendication 9 ou 10, caractérisé en ce que l'unité centrale de commande (22) comprend un micro-ordinateur (23).

12. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le mécanisme d'inclinaison de la table (2) comprend au moins un actuateur (21 ).

13. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que la table (2) supportant la personne (1 ) est équipée d'un harnais (37) de soutien de ladite personne (1).

14. Dispositif selon la revendication 13, caractérisé en ce que le harnais (37) comprend une partie supérieure avec des bretelles (38) destinées, en position horizontale ou inclinée de la table (2) avec la personne (1 ) en position en décubitus dorsal ou partiel, à contrebalancer la force de réaction exercée durant des exercices d'entraînement de force, et une partie inférieure de type cuissard (39), destinée en position verticale, à soutenir le poids de ladite personne (1 ).

15. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le mécanisme d'élévation comprend une structure à ciseaux (3) intégrée au châssis de base (4).