Órtesis activa para la rehabilitaciÓn de lesiÓn medular de...

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA

UNIDAD ZACATENCO

ÓRTESIS ACTIVA PARA LA

REHABILITACIÓN DE LESIÓN

MEDULAR DE MIEMBRO

INFERIOR

PROYECTO TERMINAL

QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE

DIRIGIDA POR: Dr. CHRISTOPHER RENÉ TORRES SAN MIGUEL

Dr. RAFAEL RODRÍGUEZ MARTINEZ

P R E S E N T A N:

SERGIO CORTÉS RAMÍREZ ADRIÁN DUARTE MONDRAGÓN

MÉXICO, D.F. AGOSTO DEL 2013

INGENIERO EN CONTROL Y AUTOMATIZACIÓN

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONALESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELECTRICA

UNIDAD PROFESIONAL "ADOLFO LÓPEZ MATEOS"

TEMA DE TESIS

QUE PARA OBTENER EL TITULO DE INGENIERO EN CONTROL Y AUTOMATIZACION

POR LA OPCIÓN DE TITU LACIÓN PROYECTO DE INVESTIGACIÓN SIP20120564DEBERA(N) DESARROLLAR C. SERGIO CORTÉS RAMÍREZ

C. ADRIÁN DUARTE MONDRAGÓN

"ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBROINFERIOR"

DISEÑAR UN EXOESQUELETO PARA EL CONTROL DE LOS MOVIMIENTOS DEL MIEMBRO INFERIOR, QUEMEDIANTE ACTUADORES Y DISPOSITIVOS ELECTRÓNICOS DIVERSOS, REGISTREN PARÁMETROS DE

POSICIÓN Y DESPLAZAMIENTO PARA PROPORCIONAR MOVIMIENTOS DE FLEXIÓN Y EXTENSIÓN AL TOBILLOY RODILLA, CON LA FINALIDAD DE ESTABLECER UN PROTOCOLO DE REHABILITACIÓN PARA LA MARCHA

HUMANA.

;> ANTECEDENTES GENERALES DE LAS ÓRTESIS y EXOESQUELETOS.;> BIOMECÁNICA DEL MIEMBRO INFERIOR.;> DISPOSITIVOS DE ADQUISICIÓN DE DATOS.;> MECÁNICA. ELECTRÓNICA Y CONTROL.;> PRESUPUESTO.;> ANÁLISIS DE RESULTADOS, CONCLUSIONES Y TRABAJOS A FUTURO.

MÉXICO D. F., A 01 DE AGOSTO DE 2013.

ASESORES

GUEZ MARTÍNEZDR. CHRISTOPHER RENÉ TORRES SAN MIGUEL

DRA.~ÁN~lTAr>.r<TTr>...,.

JEFA fiEL DEPARTAMENTO .n.'-'.n. .................

INGENIERÍA EN CONTROL Y¡PN

JEFATI)C?" le A



ÓRTESIS ACTIVA PARA REHABILITACION

DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. i

Contenido

Índice General i

Índice de Figuras iii

Índice de Tablas v

Resumen vi

Abstract vi

Objetivo General vii

Objetivos Específicos vii

Justificación viii

Capítulo I. Antecedentes generales de las Órtesis y Exoesqueletos

I.1 Reseña histórica de la rehabilitación 2

I.2 Órtesis y Exoesqueletos 3

I.2.1 Órtesis Pasivas 3

I.2.2 Órtesis Activas 4

I.3 Lesión medular 6

I.3.1 Datos estadísticos 6

I.3.2 Tratamiento de lesión medular 7

I.4 Estado del arte 7

I.5 Planteamiento del problema 22

Capítulo II. Biomecánica del Miembro Inferior

II.1 Biomecánica 24

II.2 Consideraciones anatómicas 24

II.2.1 Anatomía de la cadera 24

II.2.2 Anatomía de la rodilla 25

II.2.3 Anatomía del tobillo 26

II.2.4 Anatomía del pie 27

II.3 Análisis de la biomecánica de la marcha 28

II.3.1 El ciclo de la marcha 31

II.3.2 Parámetros de la marcha 33

II.3.3 El centro de gravedad durante la marcha 33

II.3.4 Determinantes de la marcha 33

II.3.5 Fases de la marcha 34

II.3.5.1 Fase de apoyo 34

II.3.5.2 Contacto o apoyo del talón 35

II.3.5.3 Posición media 35

II.3.5.4 Propulsión o despegue digital 36

II.3.5.5 Fase de balanceo 36

II.3.6 Comportamiento del miembro inferior en la marcha 37

II.3.6.1 Contacto inicial 38

II.3.6.2 Respuesta a la carga 38 II.3.6.3 Apoyo medio 38

II.3.6.4 Apoyo final 38

II.3.6.5 Pre balanceo 39

II.3.6.6 Balanceo inicial 39

II.3.6.7 Segundo balanceo 39

II.3.6.8 Balanceo final 39




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. ii

II.4 Sumario 40

Capítulo III. Análisis de la cinemática de la marcha

III.1 Metodología 42

III.2 Análisis de las fuerzas actuantes en la marcha 42

III.3 Análisis cinemático del desplazamiento de las articulaciones 47

III.3.1 Representación de Denavit – Hartenberg 47

III.3.2 Metodología de los parámetros de D-H 50

III.4 Dispositivo y pruebas de marcha 55

III.4.1 Circuito electrónico para dispositivo 55

III.4.2 Desarrollo del programa 56

III.4.3 Desarrollo de cinturones para medir los ángulos del miembro inferior 58

III.4.4 Resultados obtenidos 59

III.5 Sumario 60

Capítulo IV. Diseño y control de la órtesis de rehabilitación

IV.1 Arquitectura para el control de la órtesis 62

IV.1.1 Servo motor 62

IV.1.2 Controlador del motor 64

IV.1.3 Material del prototipo 65

IV.2 Diseño físico de la órtesis 65

IV.3 Análisis estructural de la órtesis de miembro inferior 70

IV.4 Sumario 70

Capítulo V. Costos

V.1 Presupuesto 82

V.2 Mano de obra 82

Capítulo VI. Análisis de resultados, conclusiones y trabajos a futuro

VI.1 Resultados 84

VI.2 Conclusiones 84

VI.3 Trabajos futuros 85

Referencias 86

Glosario 91

Anexos 93




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. iii

Índice de Figuras

Figura I.1 Masaje egipcio 2

Figura I.2 Masaje Ayur-Veda tradicional 2

Figura I.3 Órtesis pasiva 4

Figura I.4 Órtesis activa 5

Figura I.5 Estructura mecánica del exoesqueleto BLEEX 7

Figura I.6 Prototipo final 8

Figura I.7 Representación del mecanismo 9

Figura I.8 Dispositivo de rehabilitación motora 10

Figura I.9 Diagrama de cuerpo libre de fuerza sobre las piernas 11

Figura I.10 Ejemplos de exoesqueletos de ayuda para cargas 11

Figura I.11 Modelo esquemático del sistema 12

Figura I.12 Versión final del WOTAS 12

Figura I.13 Diseño estructural de la órtesis 13

Figura I.14 Modelo con dos grados de libertad 14

Figura I.15 Estructura final del exoesqueleto 15

Figura I.16 Grafica de los movimientos en la interfaz 15

Figura I.17 Brazo humano con siete grados de libertad 16

Figura I.18 Prototipo del exoesqueleto 16


Figura I.20 Prototipo final del exoesqueleto para apoyar la rodilla 18

Figura I.21 Etapas de bloqueo y actuación en un ciclo de marcha 19

Figura I.22 Órtesis comercial sin modificar 19


Figura II.1 Anatomía de la cadera 24

Figura II.2 Anatomía de la articulación de la cadera 25

Figura II.3 Anatomía de la rodilla 25

Figura II.4 Anatomía del tobillo 26

Figura II.5 Anatomía del pie 27

Figura II.6 Ejes y grados de libertad de la cadera 28

Figura II.7 Ejes y grados de libertad de la rodilla 29

Figura II.8 Movimientos del tobillo 30

Figura II.9 Alineaciones del miembro inferior 30

Figura II.10 El mecanismo “windlass” 31

Figura II.11 Esquema de las fases de la marcha 32

Figura II.12 Fase de apoyo 32

Figura II.13 Fase de balanceo u oscilación 32

Figura II.14 Fase de apoyo o contacto del talón 35

Figura II.15 Posición media 36

Figura II.16 Propulsión o despegue digital 36 Figura II.17 Fase de balanceo 37

Figura II.18 Fases del ciclo de la marcha 37

Figura III.1 Ciclo de la marcha 42

Figura III.2 Contacto inicial derecho 44

Figura III.3 Despegue antepie derecho 44

Figura III.4 Apoyo monopodal derecho 45




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. iv

Figura III.5 Fase de oscilación izquierda 45

Figura III.6 Contacto inicial derecho 45

Figura III.7 Despegue antepie derecho 46

Figura III.8 Apoyo monopodal izquierdo 46

Figura III.9 Fase oscilación derecho 46

Figura III.10 Contacto inicial izquierdo 47

Figura III.11 Posición inicial 48

Figura III.12 Eslabones involucrados 48

Figura III.13 Articulaciones del sistema del miembro inferior 48

Figura III.14 Designación de los sistemas de coordenadas en cada articulación 50

Figura III.15 Circuito electrónico del dispositivo 55

Figura III.16 Diagrama de flujo del algoritmo 56

Figura III.17 Simulación del circuito electrónico mediante ISIS 57

Figura III.18 Datos enviados del microcontrolador al ordenador 58

Figura III.19 Cinturón con potenciómetro de precisión 58

Figura III.20 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 1) 59

Figura III.21 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 2) 59

Figura IV.1 Servo motor 62

Figura IV.2 Arquitectura Dinamyxel RX-64 63

Figura IV.3 Controlador Dinamyxel 64

Figura IV.4 Ejemplo de conexión 64

Figura IV.5 Material en polvo ABS 65

Figura IV.6 Prototipo de órtesis 66

Figura IV.7 Plano sección superior derecha 67

Figura IV.8 Plano sección media derecha 67

Figura IV.9 Plano sección inferior derecha 68

Figura IV.10 Plano sección superior izquierda 68

Figura IV.11 Plano sección media izquierda 69

Figura IV.12 Plano sección inferior izquierda 69

Figura IV.13 Plano general de la órtesis de miembro inferior 70

Figura IV.14 Aplicación de fuerzas y presiones sobre órtesis con sujeción superior 73

Figura IV.15 Flexión de material de órtesis con sujeción superior 73

Figura IV.16 Análisis de elementos finitos (Mallado) 75




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. v

Índice de Tablas

Tabla I.1 Causas de lesión medular 6

Tabla I.2 Cronología trabajos existentes 21

Tabla III.1 Tabla de Denavit-Hartenberg 51

Tabla IV.1 Características del servo RX-64 64

Tabla IV.2 Tabla de las propiedades del material 71

Tabla IV.3 Propiedades mecánicas por elemento 71

Tabla IV.4 Sujeciones 74

Tabla IV.5 Fuerzas aplicadas a la órtesis 74

Tabla IV.6 Información de malla 74

Tabla IV.7 Información de fuerzas resultantes 75

Tabla IV.8 Resultado del estudio de tensiones con sujeción superior 76

Tabla IV.9 Resultado del estudio de desplazamiento con sujeción superior 76

Tabla IV.10 Resultado del estudio de deformaciones unitarias con sujeción superior 77

Tabla IV.11 Resultado del estudio de tensiones con sujeción inferior 77

Tabla IV.12 Resultado del estudio de desplazamiento con sujeción inferior 78

Tabla IV.13 Resultado del estudio de deformaciones unitarias con sujeción inferior 79




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. vi

Resumen.

En el presente trabajo se muestra el diseño de un prototipo robótico para la rehabilitación del

miembro inferior afectado por lesión medular. Este exoesqueleto tendrá la capacidad de aplicar

fuerzas estáticas para la estabilización de la rodilla. Este diseño permite aplicar diferentes estrategias

de control para la articulación de la rodilla en movimientos de flexo-extensión.

Por otra parte, se realizaron estudios para determinar parámetros esenciales de la marcha humana,

siendo estos, la base de diseño y funcionamiento de la órtesis. Para la fuerza de interacción entre la

órtesis y el miembro inferior, el dispositivo consta de actuadores eléctricos, y para la obtención de

parámetros dinámicos como posición, velocidad y aceleración se utilizan sensores analógicos.

Abstract.

This thesis shown the design of a robotic prototype for the rehabilitation of lower limb affected by

spinal cord injury. The exoskeleton will have the ability to apply statics forces to stabilize the knee.

The design allows for different control strategies for the knee joint to get flexion and extension

movements

The studies were conducted to determine the essential parameters of human gait, these being the base

of design and operation of the orthesis. For the interaction force between the orthesis and the leg, the

device consists of actuators, and to obtain dynamic parameters such as position, velocity and

acceleration, analogic sensors were used.




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. vii

Objetivo General.

Diseñar una órtesis para el control de los movimientos del miembro inferior, que mediante actuadores

y dispositivos electrónicos reproduzcan parámetros de posición y desplazamiento que proporcionen

movimientos de flexión y extensión de rodilla, con la finalidad de establecer un protocolo de

rehabilitación para la marcha humana causada por lesión medular.

Objetivos Específicos:

Seleccionar los materiales adecuados para la realización de la órtesis.

Seleccionar un actuador que cumpla con los requisitos de movimiento.

Diseñar un dispositivo que proporcione un diagnóstico de la marcha del ser humano.

Establecer el protocolo de rehabilitación más propicio para el usuario.




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. viii

Justificación.

Las piernas son extremidades indispensables para el ser humano, para poder trasladarse de un lugar a

otro, realizar actividades deportivas, o simplemente para caminar, sin embargo es muy común que las

personas estén expuestas a situaciones lamentables como accidentes automovilísticos, laborales o de

cualquier índole.

El INEGI informa que la incidencia en México es de 18.1 por millón de habitantes en los cuales

desafortunadamente quedan afectados al perder temporal o permanentemente la movilidad o el buen

funcionamiento de los miembros inferiores, estas situaciones llegan a cambiar completamente la vida

de las personas que los sufren, de ahí la importancia de la investigación.

CAPÍTULO

I “ANTECEDENTES GENERALES DE LAS

ORTESIS Y EXOESQUELETOS”

En este capítulo se presenta una síntesis de

los diversos prototipos de órtesis y/o

exoesqueletos que se han realizado en

diferentes universidades y centros de

investigación en el mundo en los últimos

años, en donde se detallan características

de su construcción, así como el tipo de

control, materiales con los que se

realizaron y las principales características

que los diferencian.



ORTESIS ACTIVA PARA REHABILITACIÓN

DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. 2

I.1 Reseña histórica de la rehabilitación

La historia de la fisioterapia, se remonta a las civilizaciones más antiguas, ya que utilizaban

métodos y técnicas naturales de movimiento corporal, masajes y ejercicios para combatir

enfermedades.

En Egipto (siglo XVII a. C.), se aplicaban masajes terapéuticos y estéticos, con fricciones

tonificantes, aceites y ungüentos para embellecer, como se observa en la figura I.1, de

hecho la cultura egipcia fue la responsable de extender esta práctica de tratamientos

terapéuticos en las culturas griega, romana y persa. [16]

Figura I.1 Masaje egipcio. [16]

En la India y Tailandia antiguas, el masaje era importante para el tratamiento de las zonas

dolorosas, de hecho el famoso masaje Ayur-Veda, figura I.2, creado por estas

civilizaciones, aun es practicado en la actualidad, también fue manifestado con gran interés

el realizar técnicas especiales para realizar ejercicios respiratorios y de circulación. [16]

Figura I.2 Masaje Ayur-Veda tradicional. [16]

En la Roma clásica, Galeno (131-201), recomendaba los baños termales y masaje con

percusión acompañado con aceites y esencias, y describió una variedad de ejercicios con

duración y frecuencia, para un mejor resultado y la innovación del ejercicio con uso de

aparatos.





Así mismo a los luchadores y gladiadores se les recomendaba la maso terapia por fricción.

Cecilio Aurelio introdujo la gimnasia acuática y la terapia con pesas y poleas. Aristóteles

estudio la marcha humana, y realizo experiencias de tratamiento con descargas eléctricas de

pez torpedo que se aplicaba en los ataques de gota, que posteriormente tuviera auge entre

los romanos.

En América, los aztecas también practicaron tratamientos terapéuticos basados en el agua

con baños de vapor llamados temazcalli, y los mayas con su baño de sudor llamado

zumpulche, implementaron técnicas de tratamiento que perduran a la fecha y se le han

agregado rituales.

En la época moderna se desarrollan los descubrimientos científicos en los laboratorios de

las universidades ampliándose los conocimientos de anatomía, fisiología y de los medios

físicos y técnicas de aplicación.

A mediados del siglo XX después de las guerras mundiales queda gran cantidad de

enfermos lesionados, discapacitados, amputados, a los que se les programaban tratamientos

de fisioterapia para su pronta recuperación y reincorporación al campo de batalla, algunos

otros pacientes quedaron con invalidez, a los cuales se les mantenía con tratamientos a

largo plazo.

A consecuencia de la revolución industrial, los accidentes laborales producen

discapacidades y esto hace que se propongan tratamientos de fisioterapia para la

recuperación e integración laboral. Después de una epidemia de poliomielitis entre 1942-

1953, se les dio atención de fisioterapia a muchos niños afectados, quedando enfermos con

discapacidades. [16]

I.2 Órtesis y Exoesqueletos

Un enfoque que actualmente es desarrollado para minimizar las limitaciones motrices es el

uso de órtesis, definidas por la Organización Internacional de Estándares como un aparato

usado para modificar las características funcionales o estructurales del sistema neuronal-

muscular-esquelético, o como un dispositivo o aparato utilizado para soportar, alinear,

prevenir, corregir deformidades o mejorar el movimiento de alguna parte del cuerpo.

Dicho de otra forma, una órtesis es la combinación e integración, entre las partes del cuerpo

y una pieza de ingeniería, donde el resultado de esa integración es una unidad que obedece

las leyes de la física y logra efectos o beneficios biomecánicos. [10]

I.2.1 Órtesis Pasivas

La órtesis pasiva de marcha, figura I.3, es un dispositivo cuyo diseño contempla,

únicamente partes mecánicas, estos aparatos no permiten el movimiento en ninguna de las

articulaciones del cuerpo y es necesario el uso de muletas o andaderas, en los casos en que





algunas de las articulaciones tenga movimiento, este es realizado sin utilizar ningún tipo de

actuador. La órtesis pasiva de mayor uso es la de marcha recíproca, la cual aprovecha la

extensión de la cadera derecha, para inducir la abducción de la cadera izquierda y

viceversa.

Por lo general, este tipo de órtesis mantiene asegurada las articulaciones de rodilla, es decir,

el seguro mecánico que mantiene fija la articulación de rodilla se libera manualmente solo

para permitir que el usuario se siente o se reincorpore. Una órtesis pasiva de marcha consta

de tres partes: armazón para piernas y cinturón pélvico, a partir de este esquema básico se

pueden desarrollar algunas variantes, como se observa en la figura I.3, dependiendo de las

necesidades del paciente y de la manera de abordar y resolver aspecto del diseño mecánico.

Dependiendo del diseño, se pueden clasificar en tres tipos:

La órtesis que no permite movimiento en ninguna de las articulaciones, con está, el individuo parapléjico desarrolla una locomoción con la ayuda de un par de muletas,

este tipo de movimiento es denominado, locomoción con tres puntos de apoyo, en

algunos casos es posible reemplazar las muletas por una andadera o un marco

metálico.

La órtesis con movimiento de cadera, la locomoción también es realizada con la

ayuda de muletas o andadera, la diferencia en la locomoción con este tipo de órtesis,

es que la marcha puede ser desarrollada alternando los pies, es decir, el sujeto podrá

mantener durante su traslación, tres puntos de apoyo, con esto se reduce en gran

parte la carga de trabajo para la parte superior del cuerpo. Sin embargo, este tipo de

órtesis no incluye flexión de la articulación de la rodilla.

La órtesis de balanceo reciproco de la cadera, este tipo de órtesis aprovecha la extensión de la cadera y da estabilidad a la parte superior del cuerpo mediante una

conexión rígida entre la cadera y el torso, cabe mencionar que es la alternativa más

usada por pacientes parapléjicos. [30]

Figura I.3 Órtesis pasiva.

I.2.2 Órtesis Activas

Son una aplicación de los exoesqueletos, consisten en un mecanismo estructural externo

acoplado a la persona y cuyas junturas y eslabones corresponden a las de la parte del cuerpo





humano que emula. El contacto entre el usuario y el exoesqueleto permite transferir

potencia mecánica y señales de información.

Estos dispositivos son sistemas mecatrónicos que utilizan actuadores para proveer la fuerza

y la movilidad de las articulaciones, por lo general son controlados por una unidad de

procesamiento a la que se le conectan sensores y actuadores. [10]

Las órtesis activas, figura I.4, a diferencia de las pasivas, es que estas últimas, utilizan

actuadores para la generación de los movimientos de las articulaciones, el uso de estás

reduce la complejidad de la locomoción al imponer restricciones cinemáticas que habilitan

en cierto grado un lazo de control cerrado, al aprovechar la información proveniente de los

sensores, por otro lado la órtesis activa ayuda a reducir el costo metabólico, al permitir la

flexión controlada de la rodilla en la fase de apoyo.

Por otro lado, en el proceso de la marcha artificial, los actuadores generan los movimientos

de las articulaciones, aunque generalmente las articulaciones de tobillo quedan fijas o

semifijas, en el diseño y fabricación de una órtesis activa el volumen y el peso son factores

a considerar.

Para realizar el diseño, desarrollo e implementación del uso de las órtesis activas, se han

empleado actuadores eléctricos, neumáticos, hidráulicos, así como, frenos magnéticos,

dispositivos elásticos y resortes eléctricos.

El problema con los actuadores hidráulicos y neumáticos, es que a pesar de su capacidad de

transmitir grandes energías a las partes móviles, tienen la desventaja del tamaño y uso de

dispositivos periféricos asociados con su operación.

Por otro lado, los frenos magnéticos han mostrado patrones de marcha uniforme,

reproducible y consistente, además de ser elementos limpios, silenciosos y de alta

disponibilidad comercial. Fáciles de controlar y en el caso de los embragues no consumen

energía cuando se encuentran en su fase pasiva.

Las características de dispositivos como este, permiten asegurar la articulación de la rodilla

durante la fase de apoyo y permitir un libre desplazamiento durante la fase de oscilación,

además un control electrónico que permite de manera relativamente simple ejecutar las

flexiones en las magnitudes y tiempo que se determinen. [30]

Figura I.4 Órtesis activa.





I.3 Lesión medular

La lesión medular, es una conmoción o sección de la medula que produce una pérdida de la

función neurológica por debajo de la lesión, el daño puede implicar la ausencia del control

voluntario de los músculos esqueléticos, la perdida de sensación y la perdida de función

autonómica. El alcance de tales perdidas depende del nivel de la lesión y de la cantidad de

daño neural residual.

Es por ello que las consecuencias de la lesión medular afectan en todos los ámbitos de la

vida del paciente, tanto física como psicológica y socialmente. Las secuelas físicas y

neurológicas pueden alterar la movilidad voluntaria, el control de esfínteres, la sensibilidad,

la respuesta sexual y el funcionamiento del sistema autonómico, según el nivel de la lesión.

Cabe mencionar que las variables psicosociales en juego, los cambios en el estilo de vida y

su influencia en la dinámica familiar y social, que exigen al individuo grandes esfuerzos de

afrontamiento y de adaptación a la nueva realidad. [19]

Al padecer de una lesión medular de miembro inferior, se abre la opción de atacar el

problema con el uso de una prótesis, en este caso una órtesis activa con la cual es posible

reducir el problema en parte o en su totalidad dependiendo del problema del usuario.

I.3.1 Datos estadísticos

Se calcula que la incidencia anual de lesión medular en México es de 18.1 por millón de

habitantes y ocurre con más frecuencia en hombres en edad productiva, es decir, de 16 a 35

años de edad. Es probable que dichos datos estén subestimados, ya que no se registran los

casos en los cuales la victima muere inmediatamente después de la lesión.

Se considera, además, que otras 20 víctimas por cada millón de habitantes, mueren antes de

llegar al hospital y que el costo anual del tratamiento de los pacientes que no mueren de

inmediato se aproxima a los 130 mil millones de pesos. [21]

El 82% de los pacientes con lesión medular es del sexo masculino y que la edad promedio

de los lesionados es de 31 años. En la tabla I.1 se muestran los lesionados medulares por

sexo. [22]

Tabla I.1 Causas de lesión medular.

Etiología Hombres Mujeres

Accidente automovilístico 32.8% 40.9%

Accidente laboral 25% 4.5%

Caída de altura 25% 22.7%

Golpe/deportes 5.2% 4.5%

Causas medicas 11.8% 27.2%





I.3.2 Tratamiento de lesión medular

La atención de la lesión incluye tratamientos de soporte y estabilización espinal; si existe

subluxación o dislocación se realiza una descompresión cerrada o abierta. Posteriormente,

se requiere un procedimiento de descompresión o estabilización quirúrgica.

De manera adicional, a pesar de que su beneficio es controversial, casi todos los individuos

reciben metilprednisolona como inflamatorio. Una vez superada la fase aguda, el

tratamiento lo dictamina sobre todo el equipo de rehabilitación. [21]

I.4 Estado del arte

H. Kazerooni [1] de la Universidad de California, presenta el exoesqueleto hibrido Berkeley,

el cual sirve de ayuda al humano para llevar cargas pesadas a una velocidad media de 1.3

m/s, ya que permite soportar una carga de hasta 75 kg., sin obstaculizar la marcha. Como se

observa en la figura I.5, el prototipo está compuesto de una órtesis con un actuador, que

cubre la pierna derecha, el actuador es capaz de realizar la flexión de la rodilla y la

extensión, así mismo contiene un motor adicional en la articulación de la rodilla.

Además, consta de una columna vertebral rígida, que sirve como un punto de unión a la

carga y un punto adjunto al exoesqueleto a través de un arnés compatible, la pierna consta

de un segmento de forma análoga hasta el muslo, la rodilla y el pie en paralelo a los

segmentos de la pierna.

La columna vertebral lleva una servo-válvula, controlada por un cilindró que se extiende

por cada par de segmentos, para proporcionar un par activo de la cadera en flexión y

abducción, y en la rodilla y tobillo de cada pierna. Para el control es usado un sensor y un

micro controlador.

Figura I.5 Estructura mecánica del exoesqueleto BLEEX. [1]





Por otro lado, Weinberg B. [2] del Centro de Ingeniería de la Universidad del Noreste,

presentó una órtesis de rehabilitación activa de rodilla, diseñada para entrenar a los

pacientes con ictus para corregir la hiperextensión de la rodilla durante la postura y con las

piernas rígidas, figura I.6, la rodillera proporciona variables de amortiguación controlada de

manera que se emule la recuperación motora de pacientes con accidente cerebrovascular.

Se utiliza un amortiguador de resistencia variable, para facilitar la flexión de la rodilla,

durante el apoyo y proporciona resistencia a la rodilla durante el apoyo.

Por otra parte, la rodillera se apoya con la ayuda en el control de la rodilla durante el swing,

es decir, para permitir a los pacientes conseguir una adecuada flexión de la rodilla para el

descanso de los pies y extensión de la rodilla adecuada en preparación para el golpe de

talón.

Figura I.6 Prototipo final. [2]

Evangelos Papadopoulos [3] del Departamento de Ingeniería de la Universidad Técnica de

Atenas, muestra el mecanismo de cuatro barras para el movimiento de la escápula y en

particular el movimiento del humero con respecto a la escápula, se utiliza una férula

humeral plástica, esto permitirá la rotación del brazo lateral de 0° a 180°, la mayor parte del

dispositivo es de resina epóxica esto para minimizar el peso.

Como el propósito es diseñar un mecanismo portátil, figura I.7, ligero, preciso y autónomo

energéticamente, se registraron tres grupos de medidas, cada una en un plano diferente; de

un plano paralelo a la espalda humana, seguido por un movimiento a 45°, y uno a 90°,

todas estas fueron tomadas en una aducción completa de brazo.

El mecanismo se diseñó para reproducir apropiadamente el movimiento deseado en la parte

superior del brazo, ya que el mecanismo debe ser capaz de ejecutar el complicado

movimiento de rotación de 0° a 37° y una rotación tan solo unos segundos después, de 37°

a 150°.





Fue diseñado en un programa de cómputo el diseño mecánico, con el fin de examinar su

fuerza y de poder realizar una selección de materiales para fabricar el prototipo, dentro de

los cuales se probaron PVC, acero grado médico y acero de baja resistencia.

Figura I.7 Representación del mecanismo. [3]

Ricardo Gutiérrez [4] del Programa de Ingeniería Mecatrónica de la Universidad Militar

Nueva Granada, en su diseño, figura I.8, muestra una estructura con forma de exoesqueleto

que se sujeta al brazo del paciente permitiéndole a este realizar movimientos combinados

gracias a los tres grados de libertad que posee el dispositivo de rehabilitación.

El dispositivo es controlado por una interfaz de usuario que permite enviar las órdenes de

movimiento al exoesqueleto a partir del puerto de la computadora, por lo tanto el terapeuta

puede modificar la terapia que debe realizar el paciente realizando las trayectorias con el

exoesqueleto.

Mediante un análisis biomecánico, identificando los cinco grados de libertad del miembro

superior: abducción y aducción del hombro, flexión y extensión del hombro, rotación

interna y externa del humero, flexión y extensión del codo, pronación y supinación de la

mano.

Con el fin de obtener los torques máximos necesarios para mover cada articulación, se

asume que un paciente promedio genera un torque igual a sostener en su brazo extendido 5

kg., así obteniendo el valor torque-resistencia de todo el brazo, se realiza una sumatoria de

los torques obtenidos por el efecto del peso del brazo, además dentro del análisis se

contempló la resistencia que puede ejercer el paciente durante el movimiento, así como el

peso del prototipo, la siguiente figura muestra el diseño del prototipo.





Figura I.8 Dispositivo de rehabilitación motora. [4]

Aaron M. Dollar [5] Miembro de la IEEE, realizó el análisis de algunas de las diferentes

órtesis y exoesqueletos que se han realizado, además de un análisis de la marcha humana,

de igual manera muestra la descripción de los planos anatómicos humanos, así como un

modelo cinemático de la pierna humana en el plano sagital, el cual, es el plano dominante

de movimiento durante la locomoción humana, en la figura I.9, se observa el diagrama de

cuerpo libre de las fuerzas que actúan sobre las piernas.

Por otra parte, se han desarrollado exoesqueletos para personas sanas, esto para realizar

tareas que no serían posibles con la pura fuerza o habilidades humanas, estos se muestran

en la Figura I.10. El esquema de control del exoesqueleto BLEEX [1], trata de minimizar el

uso de la información sensorial de la interacción humano/exoesqueleto, al igual que un

robot bípedo el exoesqueleto puede equilibrarse por sí mismo, así que el usuario solo debe

guiar el sistema durante la marcha.

Este sistema de control, utiliza 8 codificadores y 16 acelerómetros lineales para la

determinación de la velocidad angular y la aceleración de cada una de las juntas de

accionamiento de interruptor de pie, y el sensor de distribución de la carga para determinar

el contacto con el suelo. Al usar este dispositivo los usuarios pueden soportar fácilmente

cargas de 75 kg y caminar a una velocidad de 1.3 m/s.

De igual manera el exoesqueleto Berkeley [1], consta de un accionamiento hidráulico, pero

en lugar de usar actuadores hidráulicos lineales se utilizan rotativos, directamente en las

articulaciones de potencia, se utilizan interfaces del pie del usuario con el exoesqueleto, a

través de una fuerza de láminas de metal rígido que contienen elementos de detección y por

lo tanto a los pies del usuarios no se les permite doblarse.





Figura I.9 Diagrama de cuerpo libre de fuerza sobre las piernas.

a) b) c)

Figura I.10 Ejemplos de exoesqueletos de ayuda para cargas. [1]

Jasón Edwin Molina [6] de la Universidad Tecnológica de Pereira, propone un dispositivo

que amplifique la fuerza del sistema muscular humano, sin perder el control natural de los

movimientos, y por tanto la variable a controlar en este dispositivo es la fuerza ejercida por

la persona para no perder la naturalidad de los movimientos.

Para ello fue necesario un sistema cuya salida sea el torque y la entrada sea el voltaje de

control para el actuador, con esto se obtuvo un modelo de espacio de estado, para realizar el

algoritmo de control por realimentación, de modo que el sistema de lazo cerrado sea estable

y responda de forma rápida a las señales de comando.

Se diseñó, un observador digital del estado para la obtención de control, este permite

controlar no solo la salida sino también el estado del sistema. El uso de este exoesqueleto

de amplificación de fuerza, básicamente realiza la tarea de dar ganancia al momento neto

que ejerce el humano sobre alguna carga,

El sistema mecánico que se acopla al motor, cuenta con dos grados de libertad, figura I.11,

y la estructura mecánica conlleva a la reducción de velocidad, con una inercia concentrada

al extremo del brazo, ya que allí el motor soportara la máxima carga.





Figura I.11 Modelo esquemático del sistema. [6]

E. Rocon [7] Miembro del Comité Español de Automática, en su diseño nos habla del

objetivo de proporcionar una plataforma de evaluación de estrategias de control para la

cancelación del temblor patológico por medio de un exoesqueleto robótico, en este caso un

exoesqueleto WOTAS (Órtesis Portátiles para la Evaluación de los Temblores y la

Supresión), este exoesqueleto es capaz de aplicar fuerzas internas dinámicas.

La plataforma WOTAS, figura I.12, está diseñada para permitir diferentes estrategias de

control, tanto para las articulaciones del codo como de la muñeca, y de esta forma poder

tener movimientos de flexo-extensión del codo y flexo-extensión de la muñeca, por este

motivo el exoesqueleto debe ajustarse con el fin de alinear sus articulaciones con los

centros de rotación de las articulaciones del codo y muñeca.

El diseño de la articulación del codo es sencillo, ya que es similar al de la rodilla y se

asemeja a una articulación de rotación, esta presenta un centro de rotación variable pero es

fácilmente modelada con una simple articulación de rotación con centro de rotación fijo.

Por otro lado, para la muñeca es más compleja ya que no cuenta con un eje de rotación

determinado.

Figura I.12 Versión final del WOTAS. [7]

Marcela V. Urdaniz [8] de la Universidad de Entre Rios, realizó el diseño de una órtesis

robótica para la rehabilitación de la marcha, el objetivo principal a cumplir es hacer una

recuperación más rápida y positiva del paciente. Este prototipo, consta de seis grados de

libertad y actúa sobre cadera, rodilla, tobillo y pie, se utiliza con un sistema de soporte del

peso del paciente y una cinta de sujeción.

Para el diseño se consideran solo las componentes en el plano sagital de las variables

biomecánicas, la órtesis es utilizada como un sistema de descarga del peso del paciente, que

hará la estabilidad necesaria durante los ejercicios de rehabilitación, ya que el dispositivo

no ejecuta directamente el balanceo y rotación de la pelvis, cabe mencionar que la marcha





se efectúa sobre una cinta rodante, el diseño se dirige a personas cuya función motora está

alterada, pero que aún conservan el control del tronco y músculos abdominales.

También, se toman criterios sobre el diseño como la capacidad para personas de peso

máximo de 135 kg., y alturas de 1.50m a 2.00 m. Se cuenta, con parámetros biomecánicos

para conocer el funcionamiento normal de la marcha humana, algunas variables

biomecánicas consideradas son: ángulo, velocidad angular, momento angular y potencia de

las articulaciones tanto de la cadera, rodilla y tobillo.

El diseño estructural, es adaptable para el uso del mayor número de usuarios posible, para

esto la órtesis cuenta con segmentos laterales de longitud regulable, estos corresponden a

las partes de muslo y pierna. El segmento de la pierna mide 60cm x10 cm y el del muslo

55cm x 10 cm.

Los rangos angulares de las articulaciones, definen los valores sobre los que trabajarán los

actuadores, además se cuenta con topes mecánicos para evitar luxaciones.

Se cuenta con actuadores, para el diseño mecánico, con características adecuadas como el

ser livianos, silenciosos, rápidos, de bajo consumo, robustos en cuanto a control, confiables

y seguros.

Se actúa sobre tres grados de libertad: extensión-flexión de la cadera, extensión-flexión de

la rodilla, y flexión plantar y dorsal en el tobillo, esto debido a que los pares más exigentes

durante la marcha se encuentran en el plano sagital.

Para el control de la órtesis, se propone un controlador de posición en el espacio de las

juntas, con referencia en trayectorias que se basan en el patrón de la marcha normal

humana. Este sistema de control realimentado, obtiene las señales de realimentación y

genera el movimiento del exoesqueleto a través de los motores eléctricos. En la figura I.13

se muestra el diseño estructural del prototipo.

Figura I.13 Diseño estructural de la órtesis. [8]

J. M. Grosso [9] Miembro de la IEEE, presenta el concepto de un exoesqueleto para facilitar

la rehabilitación del movimiento de una pierna lesionada, que a partir del patrón de





movimientos que genera una pierna sana, este sistema se enfoca en asistir los movimientos

rotacionales de la cadera y rodilla, dentro del plano sagital.

El exoesqueleto incorpora, en su sistema de control la intencionalidad de movimiento de la

persona, para lo cual se realizó una monitorización de la actividad bioeléctrica de los

principales músculos a la acción deseada.

El diseño mecánico, se conforma por un análisis biomecánico de la marcha, de la

antropometría humana, y del diseño del mecanismo de actuación. El diseño del sistema de

control está dado por el sistema de adquisición y procesamiento de señales, y por los

algoritmos y programas de computación de mando y monitoreo.

Para modelar el sistema de la pierna, como muestra la figura I.14, se asume como un

sistema cinemático de dos eslabones y dos articulaciones rotacionales con pivote en la

cadera.

También, fueron utilizados parámetros de longitudes y masas de los cuerpos en función de

la altura y el peso total de la persona. Para imitar movimientos humanos, se definió el tipo

de actuador y para ello se tomaron algunas características de los músculos humanos como:

densidad de energía, velocidad de respuesta y porcentaje de recorrido.

Se utilizó un actuador con un elemento elástico, ya que se logran importantes ahorros de

energía para el diseño del exoesqueleto. L estructura se construyó con aluminio por sus

propiedades, además el exoesqueleto, figura I.15, consta de una estructura pasiva con

sensores para grabar las trayectorias de una pierna, y de una estructura activa encargada de

inducir dichos movimientos sobre la otra pierna con el uso de actuadores.

El programa de cómputo LEGXOS, consta de tres secciones: la primera es la encargada de

la adquisición y digitalización de las señales. La segunda es una interfaz de usuario, la cual

permite realizar cálculo de los ángulos, presentación de gráficas y animaciones y el control

de los servomotores. La tercera consta de simulaciones y modelos 3D de los movimientos

registrados, figura I.16.

Figura I.14 Modelo con dos grados de libertad. [9]





Figura I.15 Estructura final del exoesqueleto. [9]

Figura I.16 Gráfica de los movimientos en la interfaz. [9]

D. Tibaduiza [10] de la Universidad Autónoma de Bucaramanga Colombia, diseñó un

exoesqueleto formado por 15 sólidos geométricos simples, los cuales representan una parte

del cuerpo. Se utilizan herramientas como el programa de computación screws, para tener

un conocimiento físico del robot y de sus movimientos, en la figura I.17, se puede ver la

descripción de los movimientos del brazo humano considerándose siete grados de libertad,

tres en el hombro, dos en el codo y dos en la muñeca.

Para la obtener la cinemática se utilizaron además del cad screws, los parámetros de

denavit-hartenberg, para tener un conocimiento físico del robot y de sus movimientos.

El sistema permite automatizar y optimizar las terapias del brazo humano, haciéndolas más

intensivas y poder dar al terapeuta herramientas más eficaces para un diagnóstico y análisis

más preciso.





Figura I.17 Brazo humano con siete grados de libertad. [10]

Wang Shuang [11] de la Universidad de Beihang, diseño un exoesqueleto para la

rehabilitación del dedo índice, en el cual se muestra un sistema de control cerrado que se

utiliza para la realización del control de posición y compensación de los errores. Este

dispositivo consta de 4 grados de libertad, un módulo de accionamiento y el modulo del

exoesqueleto.

El exoesqueleto es accionado por motores de CC con un encoder como muestra la figura

I.18, para reducir el peso que recae sobre la mano del paciente, el actuador se coloca lejos

de la mano, el modulo del exoesqueleto se utiliza para transmitir fuerza y movimiento al

exoesqueleto, un potenciómetro está instalado en el eje de articulación del exoesqueleto

para medir el ángulo de rotación de la articulación PIP (articulación interfalángica

proximal).

Para el modo de rehabilitación pasiva se incorpora un controlador de posición que permite

la imposición de determinadas trayectorias, y para el control activo se incluye un

controlador de fuerza que proporciona la retroalimentación de fuerza para el paciente.

Como se utilizan cables y vainas para la transmisión, y debido a su deformación elástica, el

motor puede desviarse de la posición deseada y así llevar al error de la posición del motor,

este error es compensado con el fin de controlar el movimiento con precisión.

Se realizan los cálculos de control necesarios para cada tipo de control, tanto el activo como

el pasivo y así obtener las gráficas necesarias y sus diagramas de bloques de cada modo de

control.

Figura I.18 Prototipo del exoesqueleto. [11]





Ju Wang [12] Miembro de la IEEE, diseñó un nuevo exoesqueleto, que puede realizar

funciones de la siguiente manera:

1) La capacidad de actuación y control bidireccional en cada articulación.

2) Variedad de tamaños de punto a mano.

3) Variable de rango de movimiento (ROM).

4) La integración de sensores, para medir la fuerza ejercida en el dedo falange.

El exoesqueleto se monta en la parte de atrás de la mano, para no interferir con el

movimiento de los dedos, se utilizan dos articulaciones prismáticas y una articulación de

giro, la cual se adopta para constituir la articulación en paralelo, la transmisión por cable se

utiliza para transmitir fuerza y movimiento.

El modulo actuador impulsa el sector bidireccional para realizar la flexión y extensión del

dedo humano, el exoesqueleto se compone de cuatro módulos para el índice general, las

bases de la distal y falange media por correas, los deslizadores de ranurado se pueden

deslizar sobre la base de la falange media y el regulador se desliza sobre la falange distal.

El control deslizante, está relacionado con el sector rueda por medio de tornillos, y la rueda

puede girar por las ranuras deslizantes, esto para que la rueda del sector se pueda traducir y

girar al mismo tiempo con respecto a las bases de la falange distal y media falange. En la

figura I.19 se observa el prototipo del exoesqueleto.


Christian Fleischer [13] de la Universidad Tecnológica de Berlín, presenta un esquema de

control y el algoritmo de una órtesis de potencia, se basa en la evaluación real de señales

EMG, registradas en los músculos de las piernas del operador, el movimiento se ejecuta con

un controlador de torque para un actuador eléctrico lineal.

Como se observa en la figura I.20, el exoesqueleto se compone de una órtesis que cubre la

pierna derecha y un actuador conectado a ella, este actuador es capaz de realizar la flexión

de la rodilla y de extensión y apoyo con un motor adicional en la articulación de la rodilla.

Los principales componentes del sistema son: la órtesis con el sensor y actuador, el micro

controlador junto con el sistema de control.





Figura I.20 Prototipo final del exoesqueleto para apoyar la rodilla. [13]

J. M. Font-Llagunes [14] de la Universidad Politécnica de Catalunya, presenta el diseño de

una órtesis activa de rodilla y tobillo, para la asistencia en la marcha de lesionados

medulares incompletos, por el limitado control sobre la musculatura del tren inferior con el

que cuentan estas personas.

Con la realización de estudios se caracterizó el movimiento de las articulaciones de la

pierna durante la marcha, al mismo tiempo se determinaron, las fuerzas y los momentos que

involucran este movimiento, los ángulos y momentos que se registran en la rodilla durante

un ciclo de marcha.

El movimiento de flexión al inicio de la fase, no se toma en cuenta, ya que los pacientes

tienen control de músculos en la cadera que en parte influye sobre este movimiento de la

rodilla. En la figura I.21, se muestra un ciclo de las fases de marcha.

El módulo del tobillo está basado en una órtesis pasiva comercial, figura I.22, al cual se le

adapta un encoder en la articulación, la órtesis se constituye de dos barras de aluminio, las

cuales harán de soportes y se ajustarán a la pierna con cinta velcro.

También, cuenta con un mecanismo de bloqueo, de tal forma que restringe el movimiento

de flexión del pie, en esta modificación se instaló un encoder que monitoriza la variación

del ángulo en la articulación, este encoder es de tipo óptico incremental, cuyo eje de

rotación es incorporado al eje de la articulación, con esto se registra la rotación del pie con

respecto a la pierna.

Se puede concluir que se presentó un nuevo diseño de órtesis activa, orientada a asistir la

marcha de lesionados medulares cuyo control muscular del tren inferior es limitado. La

novedad de este diseño es que el sistema de bloqueo en la rodilla es independiente.





Figura I.21 Etapas de bloqueo y actuación en un ciclo de marcha. [14]

Figura I.22 Órtesis comercial sin modificar. [14]

Shuang Wang [15] Miembro de la IEEE, realizó un exoesqueleto portátil para la

rehabilitación del dedo índice, propone un método de control que puede realizar tres tipos

de rehabilitación del movimiento; el movimiento de control activo se realiza con el

algoritmo de control de la fuerza durante la cual la resistencia es compensada en el espacio

libre y es la fuerza virtual que realimenta al dedo en el espacio de restricción.

El movimiento pasivo se realiza mediante el controlador de posición dado el movimiento

de la trayectoria deseada. El movimiento de rehabilitación asistida se lleva a cabo en las

posiciones a medida por el cambio entre movimientos activo y pasivo.

El sistema se compone, de la mano exoesqueleto, integrado con sensores de ángulo y

fuerza, el control (controlador y conductor), y la parte virtual. La figura I.23, muestra el

dispositivo que consta de 4 grados de libertad, modulo del actuador, la transmisión por

cable Bowden y el exoesqueleto.

El exoesqueleto es accionado por cuatro actuadores y usado en la parte dorsal de la mano,

el exoesqueleto está compuesto por tres piezas que se unen a las falanges; distal, media y

falanges proximales, respectivamente.





Para cada articulación del dedo, dos cables los cuales se encuentran cada uno en una vaina,

sirven para transmitir la fuerza y el movimiento del actuador al exoesqueleto. En cada eje

de articulación del exoesqueleto, se encuentra integrado, un potenciómetro para medir el

ángulo de rotación de la articulación del dedo.

Los sensores de fuerza, se instalan en la parte inferior del módulo distal del exoesqueleto

para medir la fuerza ejercida por la yema de los dedos, las fuerzas en tres puntos de

contacto se suman para obtener la fuerza resultante que es ejercida por el dedo.

En el modo de movimiento pasivo, el dedo es impulsado por el exoesqueleto de la mano,

por lo tanto el control debe llevar el dispositivo a la posición deseada, teniendo en cuenta la

seguridad y la estabilidad, el controlador PID se adopta de forma independiente para cada

articulación controlada.

Para mantener la posición en el control de posición, el potenciómetro se utiliza para medir

el ángulo de la articulación del dedo en el exoesqueleto como retroalimentación de posición

en el circuito cerrado.






A continuación se presenta una cronología, tabla I.2, de los trabajos ya mencionados, donde

se observa entre otras cosas, el tipo de control con que fueron controlados.

Tabla I.2 Cronología trabajos existentes.

Año Artículo Control/Electrónica Instituto/Universidad

2006 Hybrid Control of the Berkeley Lower

Extremity Exoskeleton (BLEEX)

PD Departament of Mechanical

Engineering, University of

California

2007 Design Control and Human Testing of an

Active Knee Rehabilitation Orthotic

Device

PI-torque

PID-velocidad

IEEE

2007 Design of an Exoskeleton Mechanism for

the Shoulder Joint

National Technical University

of Athens

2007 Exoesqueleto Mecatrónico para

Rehabilitación Motora

HMI

Control difuso

Facultad de Ingeniería,

Universidad Militar Nueva

Granada

2008 Lower Extremity Exoskeletons and Active

Orthoses: Challenges and State-of-the-Art

Análisis IEEE

2008 Desarrollo de un Sistema de Control de un

Exoesqueleto para Asistencia del

movimiento del Codo

Control de torque por

realimentación de

estado

Universidad Tecnológica de

Pereira

2008 Diseño, Desarrollo y Validación de

Dispositivo Robótico para la Supresión del

temblor Patológico

Control de velocidad

repetitivo

Comité Español de automática

2009 Diseño y Simulación de una Órtesis

Robótica para Rehabilitación de la Marcha

Controlador de

posición

Facultad de Ingeniería,

Universidad Nacional de Entre

Ríos

2009 Diseño Conceptual de un Exoesqueleto

para Asistir la Rehabilitación de Miembro

Inferior

Amplificación de

sensibilidad.

Neurodifuso

IEEE

2009 Diseño de un Exoesqueleto Mecatrónico

de Brazo basado en Screws y Robots

Paralelos

HMI

Cadscrews

Universidad Autónoma de

Bucaramanga, Colombia

2009 Active and Passive Control of an

Exoskeleton with Cable Transmission for

Hand Rehabilitation

Control de posición y

compensación de

errores

Robotics Institute, Beihang

University

2009 Design of an Exoskeleton for Index Finger

Rehabilitation

Control bidireccional

y sensores

IEEE

2009 Torque Control of an Exoskeletal Knee

With EMG Signals

Señales EMG

Control de torque

Berlin University of

Technology Germany

2010 Diseño de una Órtesis Activa para ayuda a

la Marcha de Lesionados Medulares

Control de bloqueo Universidad Politécnica de

Catalunya

2011 Multiple Rehabilitation Motion Control for

Hand with an Exoskeleton

Control de posición IEEE





1.5 Planteamiento del Problema

La lesión medular es una alteración física que puede provocar una pérdida de sensibilidad

y/o de movilidad. Puede ser causada por traumas debidos a accidentes de automóvil o

roturas de disco intervertebral, o bien por algunas enfermedades como la poliomielitis, la

espina bífida, los tumos primarios o metastásicos, la ataxia de Friedreich o la osteítis

hipertrófica de la columna.

Los efectos de una lesión de médula espinal pueden ser de tipo completo, en la que se

pierde la funcionalidad motora por debajo del nivel de la lesión, o incompleto, en que la

persona puede tener alguna sensibilidad por debajo del nivel de la lesión. Las personas con

este tipo de lesión pueden ser capaces de mover más un miembro que otro, pueden sentir

partes del cuerpo que no pueden mover o quizás pueden tener más funcionalidad en unas

partes del cuerpo que en otras.

Actualmente, en México hay aproximadamente 40 000 personas afectadas por este tipo de

lesión, cada año unas 1 200 personas la padecen, la mayoría por causa de accidentes

automovilísticos [22].

Con este proyecto, se establece un protocolo de rehabilitación que regule la marcha, se

diseñará una órtesis activa que involucre fuerzas y movimiento para la rehabilitación de

problemas de lesión medular.

Se implementarán las características primordiales de las órtesis activas, para regular el

movimiento de las principales articulaciones afectadas por la lesión medular.

Principalmente este trabajo se enfoca a la articulación de la rodilla, debido a que es la que

presenta más irregularidades cuando se trata de lesiones medulares.

El resultado que se espera obtener, es asistir a las personas con esta discapacidad a regular

una de las principales funciones del ser humano que es la marcha, por medio de actuadores

y sensores que regulen el movimiento de los mismos, y que en un tiempo determinado se

establezca la rehabilitación de la articulación total o parcialmente.

CAPÍTULO

II “BIOMECÁNICA DEL MIEMBRO

INFERIOR”

En el presente capítulo, se define la

biomecánica de cada uno de los elementos

del miembro inferior, así como sus

consideraciones anatómicas, además se

realiza un análisis del ciclo de la marcha,

así como sus respectivas determinantes.




DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR 24

II.1 Biomecánica

La biomecánica, estudia los efectos de las fuerzas mecánicas sobre los sistemas orgánicos

de los seres vivos y sus estructuras, y de esta forma predice cambios por alteraciones y

propone métodos de intervención artificial que mejoren el desempeño, cabe mencionar que

las principales aplicaciones de la biomecánica están relacionadas con las áreas de medicina

de rehabilitación ocupacional y deportiva.

II.2 Consideraciones anatómicas.

II.2.1 Anatomía de la Cadera

La cadera está formada por dos huesos llamados iliacos o coxales, fuertemente soldados

entre sí por delante y unidos hacia atrás por el sacro. También está rodeada de potentes

músculos dotándola de una gran movilidad.

Las artrosis y las tendinitis son las enfermedades que se dan con mayor frecuencia. En la

figura II.1 se muestran las principales partes de la cadera. [32]

Figura II.1 Anatomía de la cadera.

Se dice que el hueso iliaco es plano, y este articula con el sacro, el cual hace la función de

cuña entre los dos iliacos. La unión de estos constituye el cinturón pélvico, donde están

alojados órganos muy importantes para nuestras vidas.

La cavidad cotiloidea es una cavidad esférica destinada al alojamiento de la cabeza femoral,

para formar la articulación de la cadera. En la figura II.2 se aprecia la articulación de la

cadera. [33]





Figura II.2 Anatomía de la articulación de la cadera.

II.2.2 Anatomía de la rodilla.

La rodilla es la articulación más grande del cuerpo humano y una de las más complejas.

Sirve de unión entre el muslo y la pierna. Soporta la mayor parte del peso del cuerpo en

posición de pie.

Está compuesta por la acción conjunta de los huesos fémur, tibia, rótula y dos discos

fibrocartilaginosos que son los meniscos. Fémur y tibia conforman el cuerpo principal de la

articulación, mientras que la rótula actúa como una polea y sirve de inserción al tendón de

los músculos cuádriceps y al tendón rotuliano cuya función es transmitir la fuerza generada

cuando se contrae el cuádricep. En la figura II.3 se muestra la constitución de la rodilla. [33]

Figura II.3 Anatomía de la rodilla.

La rodilla está sustentada por fuertes ligamentos que impiden que sufra una luxación,

siendo los más importantes el ligamento lateral externo, el ligamento lateral interno, el

ligamento cruzado anterior y el ligamento cruzado posterior.





Es una articulación compuesta que está formada por dos articulaciones diferentes:

Articulación femorotibial. Es la más importante y pone en contacto las superficies de los cóndilos femorales con la tibia. Es una articulación bicondilea (con dos

cóndilos).

Articulación femoropatelar. Está formada por la tróclea femoral y la parte

posterior de la rótula. Es una diartrosis del género troclear.

El principal movimiento que realiza es de flexoextensión, aunque posee una pequeña

capacidad de rotación cuando se encuentra en flexión. En los humanos es vulnerable a

lesiones graves por traumatismos, muy frecuentemente ocurridos durante el desarrollo de

actividades deportivas. También es habitual la existencia de osteoartrosis que puede ser

muy incapacitante y precisar una intervención quirúrgica. [34]

II.2.3 Anatomía del tobillo.

La articulación del tobillo está formada por tres huesos: el peroné, la tibia y el astrágalo.

Los dos primeros conforman una bóveda en la que encaja la cúpula del tercero. Permite,

sobre todo, movimientos de giro hacia delante y hacia atrás, que son movimientos de flexo-

extensión del pie.

En el sentido lateral, los topes del maléolo peroneo y maléolo tibial, que son los dos

apéndices óseos que continúan peroné y tibia a ambos lados, impiden un movimiento

completo de giro lateral aunque sí permiten una parte. [35] En la figura II.4 se muestran las

partes del tobillo.

Figura II.4 Anatomía del tobillo.





El astrágalo se apoya sobre el calcáneo formando una articulación bastante plana, sin gran

movimiento. Esta articulación subastragalina es fuente de conflictos ya que soporta la

transmisión de fuerzas del peso corporal y rige movimientos finos de estabilidad del pie. [36]

Los ligamentos más importantes, ya que son los que le proporcionan estabilidad a la

articulación, son:

Ligamento deltoideo: une el astrágalo y el calcáneo con la tibia y se encuentra al

lado interno del tobillo.

Ligamentos laterales: son tres fascículos diferentes, que unen el astrágalo y el calcáneo con el peroné. Están en el lado externo.

Ligamentos de la sindesmosis: son los que mantienen la unión entre la tibia y el

peroné.

II.2.4 Anatomía del pie

El pie contiene 26 huesos (28 si incluimos los dos huesos sesamoideos), que están divididos

en tres secciones: pie delantero, pie medio y pie trasero. El pie delantero está compuesto

por 5 metatarsos y 14 falanges. Los metatarsos forman un puente entre el pie medio y los

dedos, y se extienden cuando el pie soporta peso. Cada uno de los huesos tiene una parte

redondeada llamada cabeza metatarsal, que forman la planta del pie y soporta el peso del

cuerpo.

Las falanges son los huesos de los dedos. El pie medio está compuesto por 5 de los 7 tarsos.

Los tarsos del pie medio son el cuboides, el escafoides y 3 cuñas cuneiformes. En la Figura

II.5 se puede observar cómo está constituido el pie humano. [34]

Figura II.5 Anatomía del pie.





El pie trasero está compuesto por los otros dos tarsos: el calcáneo y el astrágalo. El

astrágalo, o hueso del tobillo, está conectado con los dos huesos largos de la pierna inferior

formando la articulación que permite al pie moverse hacia arriba y hacia abajo.

Una red de músculos, tendones y ligamentos mueven, soportan y mantienen en posición a

los huesos del pie. Los músculos tienen varias funciones importantes. Mueven los pies,

levantan los dedos, estabilizan los dedos en el suelo, controlan los movimientos del tobillo

y soportan el arco.

Los tendones conectan los músculos con los huesos y las articulaciones. El más grande es el

tendón de Aquiles, que se extiende desde el músculo de la pantorrilla hasta el talón y

permite correr, saltar, subir escaleras y ponerse de puntillas. [33]

Los ligamentos mantienen los tendones en su lugar y estabilizan las articulaciones. El

ligamento más largo del pie es la fascia plantar, que forma el arco entre el talón y los dedos

y permite mantener el equilibrio y caminar. [34]

II.3 Análisis de la biomecánica de la marcha

Durante la marcha, el movimiento de la articulación coxofemoral, o cadera, es triaxial: la

flexión-extensión tiene lugar alrededor de un eje medial lateral; la aducción-abducción

tiene lugar sobre un eje anteroposterior; y las rotaciones interna y externa sobre un eje

longitudinal.

Aunque los movimientos de flexión-extensión son los de mayor amplitud, los movimientos

en los otros dos planos son notables y consistentes dentro de y entre diferentes individuos.

Además, las alteraciones en cualquiera de los tres planos de movimiento pueden causar

desviaciones problemáticas del típico patrón de marcha en la cadera y en otras

articulaciones. En la figura II.6 se observan los ejes y grados de libertad de la cadera. [20]





Figura II.6 Ejes y grados de libertad de la cadera. [23]

En el caso de la rodilla, es posible encontrar tres grados de libertad de rotación angular

durante la marcha, estos se muestran en la figura II.7. El movimiento principal es la

flexión-extensión de la rodilla sobre un eje medial-lateral.

También pueden realizarse la rotación interna y externa de la rodilla y la aducción-

abducción (varo-valgo), pero con menos consistencia y amplitud entre individuos sanos

debido a restricciones del tejido blando y del hueso a estos movimientos. [20]

Figura II.7 Ejes y grados de libertad de la rodilla. [23]

El movimiento del tobillo está limitado por la morfología de la articulación tibioperonea-

astragalina, que permite solo la flexión plantar (extensión) y la dorsiflexión (flexión).

Aunque frecuentemente se modela en el análisis de la marcha como un segmento rígido, se

necesita el pie para actuar tanto una estructura semirrígida (como un resorte durante la

transferencia de peso y como un brazo de palanca durante el despegue) o como una

estructura rígida que permite una estabilidad adecuada para mantener el peso del cuerpo. [20]





Los movimientos de las articulaciones del tobillo subastragalina, tarsiana, metatarsiana y

falángicas contribuyen a una progresión uniforme del centro de gravedad a lo largo del

espacio. Se producen constantes ajustes en estas articulaciones en respuesta a las

características del terreno y a la actuación de los músculos que las cruzan, lo cual

proporciona una interacción uniforme entre el cuerpo y la gran variedad de superficies que

encontramos cuando caminamos como se muestra en la Figura II.8.

La pérdida de movimiento o función muscular normal en estas articulaciones tiene un

efecto directo no solo en el pie o en el tobillo sino también en las restantes articulaciones de

la extremidad inferior. [23]

a) b) Figura II.8 Movimientos del tobillo. [23]

La pelvis y el tórax pueden ser considerados por separado o como una unidad rígida que

comprende la cabeza, las extremidades superiores y el tronco (pelvis y tórax), o segmento

CBT, como se muestra en la Figura II.9.

Los estudios existentes indican que los movimientos del hombro son principalmente los de

flexión-extensión y de rotación interna y externa en las articulaciones glenohumerales. Se

producen así mismo la flexión-extensión del codo y la pronación-supinación del antebrazo.

El movimiento de la columna cervical es principalmente la flexión-extensión y la rotación

para estabilizar la fijación de la mirada o para facilitar el reflejo vestíbulo-ocular a medida

que el cuerpo se mueve por el entorno. [23]





Figura II.9 Alineaciones del miembro inferior. [23]

Existe otro mecanismo fundamental del miembro inferior, cuyas funciones permiten al

individuo lograr una gran cantidad de movimientos. El Mecanismo “Windlass” es la acción

coordinada de las capas del músculo, el tendón, el ligamento y la arquitectura ósea, para

mantener la altura del arco y la estabilidad (rigidez) del pie. Sin un funcionamiento

“Windlass” correcto, el pie no se comportaría como una palanca eficiente, y no se podría

lograr la fuerza efectiva de propulsión o empuje. También existe evidencia en literatura

científica que comprueba que un retraso o una ausencia del comienzo del mecanismo

“windlass” pueden llegar a jugar un importante papel en la incidencia de algunas lesiones.

En la figura II.10a se observa el mecanismo durante la fase de despegue de talón, y en la

Figura II.10b se observa en la fase plantar. [39]

a)

b)

Figura II.10 El mecanismo “windlass”

II.3.1 El ciclo de la marcha

El Ciclo de Marcha o Andar empieza cuando un pie hace contacto con el suelo y termina

cuando ese pie hace contacto con el suelo nuevamente. De esta manera, cada ciclo empieza





en el contacto inicial con una fase de apoyo y avanza hacia una fase de balanceo de la

marcha hasta que el ciclo termina con el siguiente contacto inicial de la extremidad. [37]

La marcha consta de varias fases o momentos. Desde que comienza el apoyo del pie hasta

que despega del suelo, oscila por el aire y vuelve a apoyar. El ciclo de marcha suele

descomponerse en los siguientes momentos o fases:

a) Apoyo talón

b) Apoyo plantar

c) Despegue del talón

d) Despegue de los dedos

En un momento de la marcha ambos pies apoyan en el suelo. El esquema es entonces el

mostrado en la Figura II.11:

Figura II.11 Esquema de las fases de la marcha.

Del esquema anterior, se observa dos grandes fases dentro del ciclo de la marcha:

a) Fase de apoyo, que representa el 60% aproximadamente del ciclo total (Figura II.12).





Figura II.12 Fase de apoyo.

b) Fase de oscilación, en que el pie (la extremidad inferior entera se desplaza en el aire)

oscila, y representa un 40% aproximadamente del ciclo total (Figura II.13).

Figura II.13 Fase de balanceo u oscilación.

Si se tiene en cuenta la duración de cada una de las fases se observa, que sumando los

ciclos que se están produciendo de manera simultánea en ambos miembros inferiores en

algún momento los pies se encuentran en contacto con el suelo. A este nuevo periodo se le

denomina fase de doble apoyo. [37]

II.3.2 Parámetros de la Marcha

Los siguientes parámetros de la marcha son modificados de persona en persona por factores

como la talla, la edad, patologías o trastornos locomotores entre otros.

Largo de paso: Es la distancia entre el evento de un pie y el evento del subsecuente otro pie. Por ejemplo, cuando ambos pies están en contacto con el suelo, el largo de

paso derecho es la distancia entre el talón del pie izquierdo y el talón del pie

derecho.

Zancada o largo de ciclo: Es la distancia entre el contacto inicial de un pie hasta el próximo contacto inicial del mismo pie.

Velocidad: Es la velocidad promedio del cuerpo a lo largo del plano de progresión

medido sobre una o más zancadas. Se mide en centímetros por segundo.





Cadencia: Es el número de pasos en una unidad de tiempo (generalmente es el

minuto). [38]

II.3.3 El Centro de gravedad durante la marcha

Se consigue un mínimo gasto de energía cuando el cuerpo se mueve en línea recta sin que

el centro de gravedad se desvíe. En este sentido, cuanto mayor sea el desplazamiento del

centro de gravedad, mayor será el gasto de energía, por lo que gran parte de la dinámica de

la marcha se supedita a este concepto, que permite repetir el ciclo de la marcha durante

largos periodos sin excesivo esfuerzo. [38]

Los desplazamientos del centro de gravedad durante la marcha son dos:

Desplazamiento vertical: Con un rango de movimiento alrededor de 5cm.

Desplazamiento horizontal: Con un rango aproximado de 5cm de movimiento también.

II.3.4 Determinantes de la Marcha

En la marcha, existe una serie de momentos determinantes que permiten realizar

movimientos de manera fisiológica y que, tras sufrir determinadas alteraciones, generarán

patrones patológicos de la marcha. [38]

Algunos de estos determinantes son:

Rotación pélvica: Durante la marcha, la pelvis realiza movimientos relevantes en, al

menos, dos direcciones. Por un lado, el miembro inferior que se adelanta, no sólo lo

hace a expensas de una flexión de cadera, sino también por el adelantamiento de la

hemipelvis homolateral, que ayuda al avance de dicho miembro inferior. De la

misma forma, el miembro inferior que se encuentra posterior, no sólo presenta una

extensión de la cadera, sino también desplazamiento posterior de la misma

hemipelvis. La suma de ambos movimientos es lo que conocemos como rotación

pélvica.

Inclinación pélvica: La hemipelvis del lado en fase de balanceo, sufre una caída o descenso respecto a la hemipelvis contralateral. Esta caída debe encontrarse en unos

patrones determinados, pues si fuese exagerada podría ser patológica.

Flexión de la rodilla durante la fase de apoyo: Se mantiene en una flexión de 10° a 20° y permite la minimización del desplazamiento del centro de gravedad en sentido

vertical.

Ancho de la base de sustentación: Tiene la cualidad de que, cuanto menor sea su dimensión, menor el desplazamiento del centro de gravedad en sentido lateral

(menor gasto energético) y menor estabilidad.





De igual manera, cuanto mayor sea el ancho de la base de sustentación, mayor será

el desplazamiento del centro de gravedad (mayor gasto energético) y por ende

mayor estabilidad.

Rotación recíproca de la cintura escapular: La coordinación de cintura escapular y

cintura pélvica durante la marcha se produce a través de una rotación alternante. Eso

permite conservar energía potencial que facilite el siguiente paso.

II.3.5 Fases de la marcha

Es sumamente necesario analizar cada una de las fases en las que consiste la marcha, ya

que será una buena herramienta para realizar un diseño óptimo de un robot bípedo. Gracias

a estas fases se obtendrá un bosquejo de cada movimiento que deberá realizar el prototipo.

II.3.5.1 Fase de apoyo

La fase de apoyo o llamada también portante, abarca el 60 % de la zancada y consta de dos

periodos de doble apoyo del miembro (inicial y final), cuando el pie contralateral está en

contacto con el suelo, y de un periodo intermedio de apoyo unipodal, cuando el miembro

contralateral está inmerso en la fase oscilante. La fase portante se puede descomponer en

tres hitos o periodos. [20]

II.3.5.2 Contacto o apoyo del talón

Contacto es la fase de amortiguación del ciclo de marcha. En este momento, la rodilla se

flexiona antes que el pie golpee el suelo y éste prona o rota hacia adentro. Esto causa que

el pie y la pierna funcionen juntos como un amortiguador de carro. El pie necesita estar

con bastante movilidad en este momento para permitir cualquier desnivelación en el terreno

(Figura II.14).

El inicio de la fase de contacto en la marcha se identifica en el instante del golpe de la

rodilla. El final del período de contacto está representado por el momento en que el antepié

hace contacto. A este evento se le conoce como caída del pie y marca el inicio de la fase de

posición media de apoyo. El periodo de contacto dura aproximadamente un 25% del tiempo

total en que el pie está en contacto con el suelo. [20]





Figura II.14 Fase de apoyo o contacto del talón.

II.3.5.3 Posición media

Para esta fase, ya el pie debe de haber dejado de pronar. La posición media es el momento

cuando el pie y la pierna proporcionan una plataforma estable por donde pasa el peso del

cuerpo. Si el pie continuara pronando, en estos momentos, habría mucho movimiento e

inestabilidad. Durante la fase media de apoyo, el pie está en una fase de balanceo y así todo

el peso del cuerpo recae solo sobre la extremidad de apoyo.

Esto quiere decir que la fase de posición media de apoyo es el momento en que la

extremidad inferior está particularmente susceptible a sufrir una lesión. La posición media

es también la fase más extensa del período de apoyo, y dura aproximadamente el 50% del

total del período de apoyo. Debido a que la posición media de apoyo es el momento donde

todo el peso del cuerpo recae en un solo pie, esto tiene un efecto de aplanamiento en el arco

del pie. El pie en si tiene específicamente elementos diseñados para resistir un

aplanamiento excesivo del arco en ese momento. A estos se les llama estructuras de auto

soporte (Figura II.15). [20]

Figura II.15 Posición media.

II.3.5.4 Propulsión o despegue digital

La propulsión es la etapa final de la fase de apoyo de la marcha. La propulsión empieza

inmediatamente con el despegue del talón. Conforme el dedo gordo se dorsiflexiona, el

mecanismo “windlass” entra en acción al apretar la fascia plantar y al ayudar a elevar el

arco del pie.

Este mecanismo es muy importante ya que le permite al pie convertirse en una eficiente

palanca. El pie debe supinarse durante la propulsión para permitir que los huesos del medio





pié se acoplen unos con los otros para producir una estructura rígida y estable capaz de

propulsar el peso del cuerpo hacia delante.

Si el mecanismo “windlass” ya sea se retrasa como sucede anormalmente con un pie

pronador, o se dificulta por un calzado con diseño deficiente, el pie no trabajará

apropiadamente durante la fase tardía de la posición media y la fase propulsiva de la

marcha. El resultado de esta deficiencia funcional es un alto riesgo de sufrir una lesión

músculoesquelética. (Figura II.16) [20]

Figura II.16 Propulsión o despegue digital.

II.3.5.5 Fase de balanceo

El inicio de la etapa de balanceo de la marcha está identificado por la punta o extremo del

pie. El final de la fase de balanceo sucede justo antes de que el talón haga contacto con el

suelo. En la fase de balanceo, el pie está completamente en el aire; aunque las

interrupciones a la fase normal de balanceo pueden afectar el equilibrio de la biomecánica

de la extremidad inferior, la fase de apoyo de la marcha es tal que por lo menos una parte

del pie está en contacto con el suelo y éste se distingue como el momento en que ocurren la

mayoría de las lesiones. (Figura II.17) [20]

Figura II.17 Fase de balanceo.

II.3.6 Comportamiento del miembro inferior en la marcha

A continuación se detalla el movimiento del miembro inferior en cada fase de la marcha,

detallando que articulaciones, ligamentos o músculos intervienen y como lo hacen. En la





Figura II.18 se observa un gráfico con una nomenclatura que pretende identificar cada fase

y eventos que constituyen la marcha.

Figura II.18 Fases del ciclo de la marcha.

Fases:

Fase de apoyo (0al 62%): A+B+C+D

Fase de balanceo (62 al 100%): E+F+G+H

Periodos:

Doble apoyo

Apoyo unipodal

Doble apoyo

Balanceo

Eventos

A: contacto inicial

B: respuesta a la carga

C: apoyo medio

D: apoyo final

E: pre-balanceo

F: balanceo inicial

G: balanceo medio

H: balanceo final

II.3.6.1 Contacto inicial

Talón-tobillo a 90º, por contracción excéntrica de pretibiales, que frenan la inercia y

controlan el pie. En rodilla los vastos en excéntrica evitan el colapso. Y en cadera hay una

flexión de 35º y comienza a extenderse por contracción de isquios en excéntrica. [32]





II.3.6.2 Respuesta a la carga

Contacto total del pie o apoyo plantar completo en posición neutra. Flexión de 15º en la

rodilla para absorber el movimiento controlando excéntricamente los flexores y la cadera

comienza a extenderse con los isquios en concéntrica, el glúteo medio se contrae en

excéntrica para estabilizar la cadera. [32]

II.3.6.3 Apoyo medio

La tibia se flexiona sobre el astrágalo 10º, el soleo en contracción excéntrica frena la

dorsiflexión, los gemelos se unen al soleo al final, en la rodilla hay una extensión total, sin

acción muscular, estabilizada por los ligamentos cruzados y laterales. [32][20]

II.3.6.4 Apoyo final

Momento de aceleración, apoyo de cabezas de MT y elevación del talón, El momento de

fuerza mecánica que se genera tratando de dorsiflexión del tobillo, encuentra resistencia

desde el apoyo medio hacia adelante, por una contracción excéntrica de los músculos de la

pantorrilla.

Casi al mismo tiempo que se desarrolla la máxima reacción en dirección a la dorsiflexión,

los flexores plantares del tobillo presentan su máxima actividad eléctrica. Esta máxima

actividad muscular, salvando el momento de dorsiflexión, constituye el despegue del pie.

Esto es una respuesta secuencial de los flexores plantares durante el despegue del suelo,

que se contraen concéntricamente (gemelos). La rodilla comienza a flexionarse por acción

de los isquios, controlada por el recto anterior en excéntrica, la cadera se extiende 5º más de

la posición neutra. [32]

II.3.6.5 Pre-balanceo

Hay una flexión plantar por concéntrica de los flexores plantares, excéntrica de los flexores

de los dedos, flexión de rodilla controlada por el cuádriceps en excéntrica, y hay flexión de

cadera por psoas erecto en concéntrica. [32][37]

II.3.6.6 Balanceo inicial

Existe una contracción concéntrica de pretoriales, concéntrica de tríceps, rodilla flexionada

por los isquios y comienza la flexión de cadera en concéntrica de los flexores y acción

intramuscular de los isquios en excéntrica.

El psoas iliaco y el aductor largo generan un momento de fuerza de flexión en la cadera

durante el intervalo de despegue.

Esta acción resiste la tendencia del movimiento hacia delante del cuerpo para hiperextender

la cadera y produce flexión de la misma. El movimiento hacia delante del fémur inicia la





flexión de la rodilla, mientras que la rodilla es llevada hacia adelante y el pie está todavía

en contacto con el suelo. [32]

II.3.6.7 Segundo balanceo

Pie en posición neutra por concéntrica de pretibiales, la rodilla se extiende, los

isquiotibiales están activos y la cadera sigue en flexión por los flexores de cadera, es decir,

inicia desde el punto final del balanceo y continúa hasta que el impulso del miembro este

frente al cuerpo y la tibia esté vertical. [32]

II.3.6.8 Balanceo final

La acción de los músculos isquiotibiales durante la última parte de este intervalo, ayuda a

desacelerar el balanceo de la pierna hacia adelante y ayuda a controlar la posición del pie,

conforme se acerca al suelo. Los isquios controlan en excéntrica la extensión de la rodilla.

La cadera disminuye su flexión. [32][37]

II.4 Sumario

En este capítulo muestra cómo se constituye el miembro inferior, la biomecánica que está

presente y las fases que establecen la marcha humana; con la finalidad de analizar el futuro

funcionamiento de la órtesis por subfases, y lograr que desempeñe su función lo más

eficientemente posible.

Con la información recabada acerca la constitución del miembro inferior y marcha, se

diseñará la órtesis con los requerimientos mecánicos necesarios, para lograr la óptima

adaptación al paciente, y que cumpla la rehabilitación satisfactoriamente.

Las fases de la marcha son de gran utilidad, cuando se desarrolla el dispositivo de

adquisición de datos de la evolución del desplazamiento angular de las articulaciones,

debido a que estas deberán ser encontradas en las pruebas que realice un individuo. En caso

de que el paciente realizara estas, se observaría en qué fase de la marcha presenta

irregularidades, y se tendría una guía útil para identificar los movimientos a rehabilitar.

CAPÍTULO

III “ANÁLISIS DE LA CINEMÁTICA DE LA

MARCHA”

En este capítulo se presentan los cálculos

de fuerzas así como los cálculos necesarios

para determinar la cinemática del miembro

inferior, las ecuaciones y simulaciones

gráficas sobre la marcha humana a través

de un dispositivo mecánico-electrónico de

adquisición de datos de pruebas para la

obtención de parámetros sobre la marcha

humana.





III.1 Metodología

En este capítulo se describen los procedimientos necesarios para entender la marcha

humana, tales como el análisis de fuerzas actuantes en cada fase y la representación

cinemática usando el método Denavit-Hartenberg. Además se elabora un dispositivo para

adquirir los ángulos que serán de suma ayuda para comprender el desplazamiento de cada

articulación.

El análisis de fuerzas tiene como objetivo identificar la fuerza que recae en cada extremidad

para poder seleccionar el mejor material de la órtesis y los torques necesarios del

servomotor. Se utilizan principios básicos de estática, como las condiciones de equilibrio y

la transmisibilidad de fuerzas.

III.2 Análisis de las fuerzas actuantes en la marcha

El ciclo de marcha (figura III.1), requiere un correcto funcionamiento del sistema músculo-

esquelético y sistema nervioso, el ciclo de marcha se divide en: apoyo, que es el periodo

completo en el cual el pie está en contacto con el suelo, y el balanceo, es cuando el pie se

eleva del piso hasta que el talón hace contacto con el suelo, además podemos subdividir el

ciclo de la marcha en otras sub-fases: contacto inicial, respuesta a la carga, postura media,

postura terminal, pre-balanceo, balanceo inicial, balanceo medio, balanceo final.

Figura III.1 Ciclo de la marcha. [5]

Para realizar el análisis de las fuerzas que intervienen en el lapso de un paso, se utilizan

diagramas de cuerpo libre para estimar los vectores resultantes y así de esta manera calcular

las fuerzas que se desarrollan y encontrar patrones de carga en cada fase durante el ciclo de

marcha.

Algunas de las características del paso son:

Velocidad, es la medida del avance del centro de masa del sujeto.

Consonancia, es el número de veces que ambos pies tocan la tierra por unidad de tiempo.





Tiempos de postura y balanceo, es la razón postura entre balaceo, es la relación en

tiempo entre las dos fases. [29]

A continuación se presenta el análisis de fuerzas de cada una de las fases de la marcha. Está

enfocado para conocer cuanta fuerza se transmite a lo largo de los huesos, cuanto peso cae

en cada articulación, y cuanto peso es soportado por cada uno de los miembros inferiores.

Este análisis parte de los principios del polígono de fuerzas y sistemas de fuerzas

concurrentes.

Se toma como referencia a un individuo con altura de 1.70m y peso de 70 Kg. En el caso de

que sea otra persona con diferentes características, se puede ingresar estos parámetros

dentro de la programación.

La longitud de la pierna, pantorrilla y pie, están determinados por relaciones extraídas de

documentos médicos, con el propósito de estandarizar estos parámetros. Para realizar los

cálculos con mayor rapidez, se dispuso del software comrcial MatLab®, en donde solo son

ingresados los datos del individuo a evaluar. A continuación, se presenta el código íntegro con extensión “.m”.

syms T1 T2 T3 T4 T5 T6 PT PPIERNA PPANT PPIE;

TA=((PT-(.1668*PT))/sin(T1+T2))*T2; TB=((PT-(.1668*PT))/sin(T1+T2))*T1;

TC=sqrt(((((cos (T2))*TB)+((cos (T2))*(PT*.105)))^2)+(((sin(T2)*TB))+((sin (T2))*(PT*.105)))^2); TD=sqrt(((((cos (T1))*TA)+((cos (T1))*(PT*.105)))^2)+(((sin(T1)*TA))+((sin (T1))*(PT*.105)))^2); TE=sqrt(((((cos (T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+(cos (T3+T2-

(180*pi/180))*(PT*.0495)))^2)+(((sin(T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+((sin (T3+T2-(180*pi/180)))*(PT*.0495)))^2); TF=sqrt((((((cos ((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+(cos ((180*pi/180)-

T4+T1))*(PT*.0495)))^2)+(((sin((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+((sin ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495)))^2);

TG=sqrt((((((sin (pi-((90*pi/180)-T3-T2+pi+T5)))*(.0143*PT))+(((cos (T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+(cos (T3+T2-(180*pi/180))*(PT*.0495)))))^2)+(((cos (pi-((90*pi/180)-T3-T2+pi+T5)))*(.0143*PT))+((sin(T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+((sin (T3+T2-

(180*pi/180)))*(PT*.0495)))^2); TI=sqrt((((((cos (pi-T6-(((180*pi/180)-T4+T1))))*(.0143*PT))+(((cos ((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+(cos ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495))))^2)+(((sin (pi-T6-(((180*pi/180)-

T4+T1))))*(.0143*PT))+((sin((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+((sin ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495)))^2);

TP= input('Dame el valor del peso del cuerpo'); TH = input('Dame el valor de los angulos: '); TH= TH * pi / 180;

VC= input('Dame el tamaño de la pierna: '); Vd= input('Dame el tamaño de la pantorrilla: '); Ve= input('Dame el tamaño del pie: ');

T1= TH(1); T2= TH(2); T3= TH(3);

T4= TH(4); T5= TH(5);

T6= TH(6);





PT= 9.8*TP(1);

PPIERNA= VC(1); PPANT= Vd(1); PPIE= Ve(1);

TA = eval(TA) TB = eval(TB) TC = eval(TC)

TD = eval(TD) TE = eval(TE)

TF = eval(TF) TG = eval(TG) TI = eval(TI)

Los resultados obtenidos son mostrados a continuación en las Figuras III.2 a la III.10, es

fácil observar la obtención de los ángulos a partir de los diagramas.

Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG Dame el valor de los ángulos: [15 23 169 151 87 85]

Dame el tamaño de la pierna: 40 cm

Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm

Dame el tamaño del pie: 30cm

TA = 372.6804 N

TB = 243.0525N

TC = 315.0825N

TD = 444.7104N

TE = 349.0395N

TF = 478.6674N

TG = 353.6011N

TI = 488.4056N

Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG

Dame el valor de los ángulos: [15 23 163 151 101 85]



Dame el tamaño del pie: 30 cm

TA = 372.6804N

TB = 243.0525N

TC = 315.0825N

TD = 444.7104N

TE = 349.0395N

TF = 478.6674N

TG = 349.3484N

TI = 488.4056N

Figura III.3 Despegue antepie derecho.

Figura III.2 Contacto inicial derecho.










TA = 36.1920N

TB = 542.8801N

TC = 614.9101N

TD = 108.2220N

TE = 648.8671N

TF = 142.1790N

TG = 639.0588N

TI = 148.2898N

Figura III.4 Apoyo monopodal derecho.






TA = 372.6804N

TB = 243.0525N

TC = 315.0825N

TD = 444.7104N

TE = 349.0395N

TF = 478.6674N

TG = 353.6011N

TI = 487.4284N

Figura III.5 Fase de oscilación izquierda.






TA = 243.0525N

TB = 372.6804N

TC = 444.7104N

TD = 315.0825N

TE = 478.6674N

TF = 349.0395N

TG = 477.2312N

TI = 358.7781N Figura III.6 Contacto inicial derecho.










TA = 267.5965N

TB = 338.9555N

TC = 410.9855N

TD = 339.6265N

TE = 444.9425N

TF = 373.5835N

TG = 441.2019N

TI = 383.3220N

Figura III.7 Despegue antepie derecho.






TA = 36.1920N

TB = 542.8801N

TC = 614.9101N

TD = 108.2220N

TE = 648.8671N

TF = 142.1790N

TG = 648.4277N

TI = 151.9204N

Figura III.8 Apoyo monopodal izquierdo.






TA = 243.0525N

TB = 372.6804N

TC = 444.7104N

TD = 315.0825N

TE = 478.6674N

TF = 349.0395N

TG = 477.5712N

TI = 357.8078N

Figura III.9 Fase oscilación derecho.










TA = 243.0525N

TB = 372.6804N

TC = 444.7104N

TD = 315.0825N

TE = 478.6674N

TF = 349.0395N

TG = 488.4407N

TI = 357.0223N

Figura III.10 Contacto inicial derecho.

III.3 Análisis cinemático del desplazamiento de las articulaciones.

Debido a que el cuerpo humano es un sistema compuesto de eslabones y articulaciones, es

fundamental el uso de ciertas técnicas usadas en la robótica. Para realizar el análisis

cinemático del desplazamiento del miembro inferior, se utilizó la representación de

Denavit-Hartenberg, esto permite saber la posición de cada articulación con respecto a la

cadera. En la figura III.11, se muestran los sistemas de coordenadas para cada articulación

del miembro inferior, dicho sistema se establece para los parámetros de Denavit-

Hartenberg.[42]

Una vez más, son tomadas las características del sujeto que fue sometido al análisis de

fuerzas, es decir, 1.70m de altura, 70 Kg de peso y las relaciones óseas de estos parámetros.

III.3.1 Representación de Denavit - Hartenberg

Denavit y Hartenberg propusieron, en 1955, un método matricial para establecer un sistema

de coordenadas ligado a cada elemento en una cadena articulada. [42]

Los parámetros y restricciones de movimiento, propuestos por Denavit y Hartenberg son:

1. Llevar el mecanismo a una posición inicial, siendo esta, la referencia para medir los

desplazamientos del sistema (Figura III.).





a) b)

Figura III.11 Posición inicial.

2. Se enumeran los eslabones del sistema, comenzando por la base del robot (miembro

inferior), hasta el n para el efector final (III.12).

Figura III.12 Eslabones involucrados.

3. Se enumeran las articulaciones del sistema, comenzando con 1 para la primera

articulación y n para la última (Figura III.13).

Figura III.13 Articulaciones del sistema del miembro inferior.





4. Los sistemas de coordenadas (Figura III.14) se asignan en donde se intersectan el

eslabón i-1 con la articulación i de acuerdo con los siguientes puntos:

Los ejes Z estarán ubicados a lo largo del eje de movimiento de la

articulación.

Para el caso de articulaciones de revolución será a lo largo del eje de

rotación.

Para las articulaciones prismáticas, será a lo largo del eje de movimiento de ésta.

Se asigna el primer sistema de coordenadas a la base del manipulador.

Los ejes de este sistema están en línea con la orientación del brazo.

Sistema cero.

Los ejes xi se asignan de manera tal que estos sean normales a los ejes zi-1.

Los ejes yi complementan los sistemas de coordenadas para formar sistemas

dextrógiros.

Un último sistema de coordenadas se asigna al efector final.

Este, conservará la orientación del sistema de coordenadas n-1.

Se identifica el sentido positivo en el desplazamiento de las articulaciones.

Con respecto, a la regla de la mano derecha.

Un eslabón es considerado como un cuerpo rígido.

Esta descrito por la longitud y el giro del eslabón.

Las articulaciones se describen también por dos parámetros.

El descentramiento del eslabón.

El ángulo de la articulación.





Figura III.14 Designación de los sistemas de coordenadas en cada articulación.

III.3.2 Metodología de los parámetros de D-H

Analizando la figura anterior se pueden obtener los parámetros de Denavit-Hartenberg (D-

H), los cuales son los siguientes:

Longitud del eslabón ai:

Distancia desde el origen del sistema de coordenadas i hasta la intersección de los ejes xi y zi-1, a lo largo del eje xi.

Giro del eslabón αi:

Ángulo formado entre el eje zi-1 al eje zi alrededor del eje xi.

Descentramiento del eslabón di:

Distancia desde el origen del sistema de coordenadas i-1 hasta la

intersección de los ejes x1 y zi-1, a lo largo del eje zi-1.

Ángulo de la articulación θi:

Ángulo de la articulación del eje xi-1 al eje xi respecto al eje zi-1.





Como todas las articulaciones del miembro inferior son mecanismos de revolución, θ será

variable en este caso.

Considerando lo anterior y la figura III.13, se obtiene la tabla III.1, que sintetiza los

parámetros de D-H y así obtener una matriz de transformación homogénea que nos indique

el desplazamiento de cada articulación.

Tabla III.1 Tabla de Denavit-Hartenberg

Articulación θ α a d

1 -90* -90 0 0

2 -90* 90 0 0

3 90* 0 7 40

4 0* 0 0 52

5 0* 90 0 0

6 0* 0 0 30

Una vez establecido el sistema de coordenadas y los parámetros de D-H para cada

elemento, estas operaciones se pueden expresar mediante una matriz de traslación y

rotación homogénea. Esta matriz compuesta i-1

Ai es conocida como la matriz de D-H la cual

se puede observar en la siguiente ecuación.

Matriz D-H.

(III.1)

A continuación se sustituyen los valores de los parámetros de D-H en la matriz de

transformación homogénea de D-H tomando en cuenta que:

Para una articulación de revolución: - di, ai y αi son constantes.

- θi es la variable de la articulación.

Para una articulación prismática:

- La variable será di.

- ai, αi y θi son constantes.

Esto se puede resumir en las siguientes matrices resultantes de la Matriz D-H, cada matriz

nos indica los desplazamientos para cada una de las articulaciones, una con respecto a la

anterior.

1000

cossin0

sinsincoscoscossin

cossinsincossincos

1

d

a

a

Ai

i





Los valores que se obtienen corresponden a los de flexión y extensión, así como los de

aducción y los de abducción.

La primera matriz corresponde al sistema de coordenadas 1 al sistema de coordenadas 0.

Matriz 1

La siguiente matriz es del sistema de coordenadas 2 al sistema de coordenadas 1.

Matriz 2

La tercera matriz es del sistema de coordenadas 3 al sistema de coordenadas 2.

Matriz 3

La siguiente matriz corresponde al sistema de coordenadas 4 al sistema de coordenadas 3.

Matriz 4

1000

0010

01cos01sin

01sin01cos

1

0

A

1000

0010

02cos02sin

02sin02cos

2

1

A

1000

7100

3sin4003cos3sin

3cos4003sin3cos

3

2

A

1000

0100

4sin5204cos4sin

4cos5204sin4cos

4

3

A






Matriz 5


Matriz 6

Lo siguiente es encontrar la matriz que nos permita encontrar desde la primera articulación

hasta el efector final, en este caso el efector final es el pie, para hallar esta matriz es

necesario multiplicar cada una de las coordenadas de las articulaciones del mimbro inferior,

esto se multiplica de la siguiente manera:

0A1 *

1A2 =

0A2…… (III.3.2.a)

0A2 *

2A3 =

0A3…… (III.3.2.b)

0A3 *

3A4 =

0A4…… (III.3.2.c)

0A4 *

4A5 =

0A5…… (III.3.2.d)

0A4 *

4A5 =

0A5…… (III.3.2.e)

Se recurrió al software MatLab®, con la finalidad de resolver el sistema de ecuaciones

correspondientes a la posición de la plante del pie con respecto a la base, es decir, la cadera.

El código del programa podrá ser observado en el apartado de anexos.

Al ser ejecutado el programa se observa que se requiere introducir ciertos datos referentes

al miembro inferior, uno de ellos es la posición de cada una de las articulaciones y el otro

es la longitud de cada eslabón, en este caso, la pierna, pantorrilla y la planta del pie. Cabe

destacar que solo basta hacer un caso de estudio para comprobar la correcta resolución del

análisis cinemático, siendo este la posición inicial del mecanismo, es decir, cuando se está

en reposo plantar. A continuación se observa la ejecución:

1000

0010

05cos05sin

05sin05cos

5

4

A

1000

0100

6sin3006cos6sin

6cos3006sin6cos

6

5

A





Dame el valor de los ángulos: [-90 -90 90 0 0 0]

Dame el valor de los eslabones: [40 52 30]

A06 =

1.0000 -0.0000 -0.0000 122.0000

0.0000 1.0000 -0.0000 7.0000

0.0000 0.0000 1.0000 0.0000

0 0 0 1.0000

Estos valores de ángulos introducidos, son los que se obtuvieron de la posición inicial del

miembro inferior. Una forma eficaz de comprobar este resultado es observar el diagrama

del miembro y la matriz resultante de la sustitución en la matriz de la cinemática directa.

Como se observa en la ecuación A06, el sistema de coordenadas de la base se encuentra

alineado con el sistema de coordenadas del eslabón final, además nos dice que está a una

distancia de 122 cm en el eje „X‟ y a una distancia de 7cm en el eje „Y‟, que es el

descentramiento del eslabón de la rodilla y la cadera.

En el apartado de anexos, se presenta la cinemática directa sin haber sido sustituida debido

a que es una matriz muy larga.

Gracias a la cinemática directa, es posible determinar la posición del efector final, en este

caso la planta del pie. Además, resulta una matriz capaz de adaptarse a cualquier cambio

que exista en el sistema, ya sea con respecto a los ángulos de cada articulación o incluso a

las condiciones de longitud en los eslabones que presenten distintos sujetos.

La matriz de D-H es de suma importancia para dotar a un sistema de autonomía, es decir

que el propio sistema conozca la posición de su efector final y pueda retroalimentar al

sistema o pueda restringirlo en un determinado espacio de trabajo.

Por otra parte, se puede obtener una matriz de este tipo incluso cuando se tengan más

grados de libertad, ya sea en la rodilla y/o en la cadera. También se puede aplicar a

cualquier otro sistema móvil del cuerpo humano.

Es necesario resaltar que se tiene que examinar estos sistemas individualmente, no es

posible desarrollar la cinemática directa con ambas extremidades, o al menos se interpretó

así en este trabajo.





Otra de las posibilidades que se obtienen de esta técnica es conseguir la posición de la

cadera con respecto al pie en una fase de desplazamiento, pero habría que rediseñar los

sistemas de coordenadas y obtener los valores de Denavit- Hartenberg.

III.4 Dispositivo y pruebas de marcha

Es necesario conocer con cierto grado de precisión cómo evolucionan los ángulos de las

articulaciones a lo largo de la marcha, para poder controlar de manera eficiente el actuador

de la órtesis, en este caso, el servomotor. Es por ello, que se realizó un dispositivo

adaptable al miembro inferior, con la finalidad de crear pruebas y obtener parámetros con

respecto a la marcha humana. De esta forma observar y analizar por medio de graficas los

patrones de marcha, así como los distintos ángulos que van evolucionando. Este

dispositivo, consta de una parte electrónica y una serie de cuatro cinturones que se

desarrollaron para ser adaptados al miembro inferior.

El circuito consta de un microcontrolador de la serie PIC16F84A de Microchip®, un

módulo de comunicación RS232, y un convertidor analógico digital PCF8591 de la marca

Phillips®. Gracias a una comunicación RS232 es posible transferir los datos obtenidos de

los sensores, a una computadora personal que cuente con el puerto serial. De esta forma son

capturados los datos en el programa Excel® para obtener las gráficas que demuestran la

relación que existe entre cada ángulo de cada extremidad a lo largo de la marcha.

III.4.1 Circuito electrónico para dispositivo

El siguiente circuito electrónico es el encargado de adquirir los datos obtenidos por los

sensores de posición angular. Como todo proyecto electrónico en donde se usan

microcontroladores, es necesario construir el cableado en un programa de simulación

electrónica, en este caso, ISIS® de LabCenter Electronics® el cual fue la plataforma de

diseño electrónico. En la Figura III.15, se muestra como está constituido el circuito.

Figura III.15 Circuito electrónico del dispositivo.





III.4.2 Desarrollo del programa

Una vez diseñado el circuito físico se debe proseguir a plantear el programa necesario, para

ello se puede hacer uso de los diagramas de flujo, para tener bien en claro la operación del

circuito. En la Figura III.16 se representa el diagrama correspondiente al funcionamiento

del circuito.

Figura III.16 Diagrama de flujo del algoritmo.





Como se observa, se trata de un lazo de repetición infinita, no dispone de ninguna

condición de testeo o repetición de un numero conocido de veces, así que empezará a

funcionar de forma automática en cuanto sea conectado el circuito.

Una vez realizado el programa siguiendo a detalle el diagrama de flujo, es posible simularlo

por medio del programa ISIS® antes de grabar en el microcontrolador, o incluso montarlo

en el circuito. En la figura III.17 se aprecia la simulación con una ventana virtual, que se

denomina Hyperterminal.

Figura IV.17 Simulación del circuito electrónico mediante ISIS.

Es posible apreciar que los valores correspondientes a las entradas analógicas son las

mismas que las mostradas en la terminal virtual, por lo que el programa satisface los

objetivos previstos, es entonces que se puede grabar el fichero .hex en el microcontrolador.

Cabe destacar, que debido a la extensa programación, esta se muestra en los anexos a este

documento.

Una vez teniendo el circuito electrónico, se procede a realizar pruebas con la ventana de

Hyperterminal para comprobar el funcionamiento del mismo. En la Figura III.18 se observa

una de las pruebas mostradas en la terminal de Windows.





Figura III.18 Datos enviados del microcontrolador al ordenador.

III.4.3 Desarrollo de cinturones para medir los ángulos del miembro inferior

Para lograr obtener datos reales del movimiento del miembro inferior, se desarrolló una

serie de cinturones capaces de obtener con gran precisión la posición angular de una

extremidad con otra. Es decir, que se puede medir la relación que existe entre la posición

del pie, ante pierna, pierna y cadera en el momento de la marcha. Estos cinturones fueron

hechos de dos barras madera unidas entre sí por un potenciómetro de precisión de 10KΩ,

valor calculado para obtener resoluciones de hasta 256 lecturas por vuelta. En la Figura

III.19 se muestra uno de estos cinturones.

Figura III.19 Cinturón con potenciómetro de precisión





III.4.4 Resultados obtenidos

Con los cuatro potenciómetros en cada articulación de un individuo, se procedió a conectar

el circuito, abrir la ventana del Hyperterminal y realizar la caminata normal para obtener las

distintas lecturas de las señales analógicas. Una vez hecho esto, se transfirió el texto a una

tabla de Excel® y se graficaron los resultados. A continuación, en la Figura III.20, se

muestra la gráfica correspondiente.

Figura III.20 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 1).

Se realizó otra prueba con una mayor cantidad de muestreos, y por ende, una cantidad

mayor de pasos efectuados, esta se muestra en la figura III.21.

Figura III.21 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 2).

No se presentan los datos obtenidos, debido a que son demasiados y no tiene ningún

sentido presentarlos en esta tesis, sin embargo, se propone anexar los correspondientes a

estas gráficas en los anexos a la tesis

Aproximadamente, en cada paso se tomaron alrededor de 20 muestras, y esto se ve

reflejado en la frecuencia con la que cada rodilla alcanza el mismo valor, en este caso la

línea azul y la línea naranja.

Este estudio, sirve para identificar la posición de la rodilla con respecto a los ángulos de las

demás articulaciones. El propósito, más adelante, será el de corregir la posición de la rodilla

gracias al servomotor ubicado en esta, teniendo en cuenta la posición de las demás

articulaciones.





Estas pruebas pueden ser realizadas en personas que sufran cualquier tipo de lesión medular

en el miembro inferior, así mismo se obtendrían muchas herramientas para diseñar el

funcionamiento de la órtesis, según los requerimientos de cada individuo.

Se debe aclarar, que este dispositivo se presenta como una herramienta para el diseño de la

órtesis en la condición de una lesión medular, sin embargo se requiere de un diseño más

eficiente, debido a que presenta mucho ruido en las señales analógicas, debido a la longitud

del cable entre el cinturón y el circuito. Sin embargo, podemos manipular los datos en

Excel® y agregarles una línea de tendencia de media móvil, para suavizar las gráficas.

Como previamente se mencionó, no requiere de gran precisión estas pruebas, debido a que

no se obtendrán los mismos resultados prueba tras prueba, ni paso tras paso.

III.5 Sumario

En este capítulo se analizaron los parámetros de la marcha y las variables del miembro

inferior, que serán fundamentales para desarrollar la órtesis, tanto en la parte física, parte

mecánica y la parte de control. Así mismo, se obtuvieron buenas herramientas para

diagnosticar a las personas que sufran de este tipo de lesiones, siempre y cuando puedan

someterse a las pruebas correspondientes.

En el transcurso del diseño de la órtesis (Capitulo IV), se utilizarán los parámetros

obtenidos de este capítulo, para la obtención de una órtesis eficiente.

CAPÍTULO IV

“DISEÑO Y CONTROL DE LA ÓRTESIS DE REHABILITACIÓN”

En este capítulo se presenta la arquitectura

de los componentes a utilizar, como

microcontrolador, motor, así como los

materiales a emplear para la construcción

de la órtesis.

Además se presenta el diseño físico de la

órtesis con sus respectivos planos, además

del control del motor a ser utilizado.





IV.1 Arquitectura para el control de la ortesis

En este capitulo se realizará el diseño de la ortesis basado en los requerimientos que se

observan en el Capitulo III. Se desarrolla una breve descripcion de los componentes a

utilizar, el tipo de control para el actuador y los pasos para hacer el diseño fisico de la

órtesis.

IV.1.1 Servo motor

Un servomotor es un motor eléctrico que consta con la capacidad de ser controlado, tanto

en velocidad como en posición. Los servos se utilizan frecuentemente en sistemas de radio

control y en robótica, pero su uso no está limitado a estos. Es posible modificar un

servomotor para obtener un motor de corriente continua que, si bien ya no tiene la

capacidad de control del servo, conserva la fuerza, velocidad y baja inercia que caracteriza

a estos dispositivos

Está conformado por un motor, una caja reductora y un circuito de control. También

potencia proporcional para cargas mecánicas. Un servo, por consiguiente, tiene un consumo

de energía reducido.

La corriente que requiere depende del tamaño del servo. Normalmente el fabricante indica

cual es la corriente que consume. La corriente depende principalmente del par, y puede

exceder un amperio si el servo está enclavado, pero no es muy alto si el servo está libre

moviéndose todo el tiempo.

Los servomotores hacen uso de la modulación por ancho de pulsos (PWM) para controlar la

dirección o posición de los motores de corriente continua. La mayoría trabaja en la

frecuencia de los cincuenta hercios, así las señales PWM tendrán un periodo de veinte

milisegundos.

La electrónica dentro del servomotor responderá al ancho de la señal modulada. Si los

circuitos dentro del servomotor reciben una señal de entre 0,5 a 1,4 milisegundos, este se

moverá en sentido horario; entre 1,6 a 2 milisegundos moverá el servomotor en sentido anti

horario; 1,5 milisegundos representa un estado neutro para los servomotores estándares. [41]

Figura IV.1 Servo motor. [41]

http://es.wikipedia.org/wiki/Rob%C3%B3tica





El servomotor seleccionado para este proyecto, es un motor Dynamixel Robotis RX-64

Servo, figura VI.1, cuenta con un identificador único de comunicación, se puede leer la

posición actual del servo o la velocidad, así como información variada como la temperatura

interna, la tensión de alimentación, la posición de destino, entre otras características. En la

figura III.2 se puede observar la arquitectura de este servo. [41]

Cabe mencionar que cuenta además con una función de alarma, puede ser configurado para

controlar la posición, el par puede ser establecido por 1023 pasos de par máximo a estado

de ejecución libre.

También consta de un variador eléctrico de bajo voltaje, su eficacia es alta por que ejecuta

por alta tensión y se mejora la estabilidad del sistema ya que el consumo de corriente es

bajo.

Figura IV.2 Arquitectura Dynamixel Robotis RX-64. [41]

IPN-ESIME Plano RX-64





Algunas de las características del Dynamixel Robotis RX-64 Servo, se observan en la

siguiente tabla:

Tabla IV.1 Características del servo RX-64.

Características Especificaciones

Velocidad 1024 rpm

Resolución 0,3°

Ángulo de operación 300°

Bus RS485

Propiedades Posición, velocidad, par motor, temperatura, tensión

Peso 116g

Reductor 1/206

Par 53kg/cm

IV.1.2 Controlador del motor

Figura IV.3 Controlador Dynamixels.

Para controlar el motor, se requiere de un controlador especial para la red de Dynamixels

Robotis, desde el puerto USB de la PC al adaptador de USB2 del motor, en la figura IV.4,

se observa un ejemplo de conexión, cuenta con tres opciones de salida:

Figura IV.4 Ejemplo de conexión.

RS232 TTL-nivel: conector de 3 pines, que se utiliza con la serie Dynamixels AX-12.

RS485: conector de 4 pines, el cual se usa con el DX-177, RX-28 y RX-64.

RS232 DB9: puerto serial de 9 pines, este puerto es perfecto para conectar el adaptador zig2serial.





IV.1.3 Material del prototipo

El material que se utilizara para la realización del prototipo será el ABS, ya que cubre las

necesidades de resistencia que se necesitan así como de fuerza al impacto, además de ser un

material muy fácil de trabajar. El prototipo se realizara en una impresión 3D, mediante una

impresora de estas características, como ya se mencionó el material a utilizar será el

Acrilonitrilo Butadieno Estireno (ABS), el cual es termoplástico duro, resistente al calor y a

los impactos.

El ABS, figura IV.5, es un copolimero obtenido de la polimerización del estireno y

acrilonitrilo en la presencia del polibutadieno, resultado de la combinación de los tres

monómeros, originando un plástico que se presenta en una gran variedad de grados

dependiendo de las proporciones utilizadas de cada uno. [17]

Características químicas:

Resistencia a la fatiga

Dureza y rigidez

Resistencia al impacto

Facilidad de procesado

Brillo

Resistencia a la fusión

Características físicas:

Fuerza al impacto

Temperatura de uso máximo (80-95 °C)

Densidad: 1.0 – 1.05 g/cm3

Figura IV.5 Material en polvo ABS. [17]

IV.2 Diseño físico de la órtesis

Para realizar el diseño, se realiza el dibujo de conjunto, después se realiza el despiece con

sus respectivos planos cada una de las piezas, la ortesis consta de dos secciones, una

izquierda y otra derecha, en cada una de estas secciones figuran tres partes; superior, media

(que es la parte que lleva el motor), y una parte inferior.





Con ayuda del paquete de cómputo SolidWorks, se lleva a cabo el diseño en 3D y el análisis

numérico para determinar, aplicando fuerzas y presiones, si se tornara algún problema con

respecto al diseño y al material empleado en la realización de la ortesis.

En la siguiente figura se observa el dibujo de conjunto del prototipo.

Figura IV.6 Prototipo de ortesis.

Los planos siguientes, muestran cada una de las piezas que conforman la ortesis en sus

secciones derecha e izquierda.





Figura IV.7 Plano sección superior derecha.

Figura IV.8 Plano sección media derecha.





Figura IV.9 Plano sección inferior derecha.

Figura IV.10 Plano sección superior izquierda.





Figura IV.11 Plano sección media izquierda.

Figura IV.12 Plano sección inferior izquierda.





Figura IV.13 Plano general de la órtesis de miembro inferior.

IV.3 Análisis estructural de la órtesis de miembro inferior

A continuación, se realiza el análisis numérico de cada una de las partes que integran el

modelo, así como del prototipo en conjunto, este análisis permite obtener un análisis de los

momentos en donde se aplicara fuerza, presión y además se obtendrá un análisis de mallas.

El análisis de mallas es de mucha ayuda, ya que a través de esté se puede obtener un

enfoque más claro de la debilidad o fuerza del material a utilizar y permite analizar más

concretamente si es la mejor alternativa de materiales para escoger.

Con este tipo de análisis que además es muy fácil de realizar con la ayuda de la paquetería

de cómputo, se pueden observar movimientos simulados que podrían afectar el buen

funcionamiento de la ortesis, ya que es posible aplicar fuerzas y presiones muy idénticas a

las que serán ejercidas en el prototipo físico.

Además se podrán obtener datos físicos como masa, volumen, peso, entre otros y así poder

realizar un análisis de los resultados que podemos obtener con la realización del prototipo.

Antes de realizar el análisis es necesario establecer las propiedades mecánicas del material

a utilizar, mismas que se observan en la Tabla IV.2.





Tabla IV.2 Tabla de las propiedades del material.

Referencia de modelo Propiedades

Nombre: ABS

Tipo de modelo: Isotrópico elástico

lineal

Criterio de error

predeterminado: Tensión máxima de von

Mises

Límite elástico: 2e+009 N/m^2 Límite de tracción: 3e+007 N/m^2

Módulo elástico: 2e+009 N/m^2 Coeficiente de Poisson: 0.394

Densidad: 1020 kg/m^3 Módulo cortante: 3.189e+008 N/m^2

Para conocer las propiedades del material a utilizar y su respuesta a la carga aplicada se

realiza un análisis de presión sobre las piezas que conforman la órtesis, con base a la

presión que será ejercida por el cinturón sobre la pierna, y la carga del usuario, así como las

torsiones que sufren debido al desplazamiento del motor. Se utilizó el complemento de

SolidWorks®, SolidSimulation® para realizar estos cálculos. En la Tabla IV.3 se muestran

las propiedades mecánicas por cada elemento de la órtesis.

Tabla IV.3 Propiedades mecánicas por elemento.

Nombre de documento y

referencia Propiedades volumétricas Pieza

Cortar-Extruir4

Masa:0.124082 lb

Volumen:3.36723 in^3

Densidad:0.0368498 lb/in^3

Peso:0.123998 lbf

Pieza11.

Cortar-Extruir4

Masa:0.124082 lb



Peso:0.123998 lbf

Pieza12.

Cortar-Extruir1

Masa:0.152918 lb



Peso:0.152814 lbf

Pieza15





Saliente-Extruir3

Masa:0.167351 lb



Peso:0.167238 lbf

Motor

Cortar-Extruir3

Masa:0.103543 lb



Peso:0.103473 lbf

Pieza_A1.

Cortar-Extruir2

Masa:0.103543 lb



Peso:0.103473 lbf

Pieza_A2

Saliente-Extruir5

Masa:0.147962 lb



Peso:0.147862 lbf

Pieza_C1

Saliente-Extruir3

Masa:0.147962 lb



Peso:0.147862 lbf

Pieza_C2

Cortar-Extruir1

Masa:0.0318524 lb



Peso:0.0318308 lbf

Pieza_D1

Cortar-Extruir1

Masa:0.0317775 lb



Peso:0.0317559 lbf

Pieza_D2

En la figura IV.14 se muestra las fuerzas aplicadas a la órtesis, teniendo en cuenta la

estructura y la carga estimada que deberá soportar. Se procede a aplicar fuerzas en este caso

de 686.7N, ya que se considera un individuo de 70kg de peso .En esta simulación se

establece una sujeción en la parte superior de la órtesis.





Figura IV.14 Aplicación de fuerzas y presiones sobre órtesis con sujeción superior

Una vez aplicadas las cargas, se simulan estos esfuerzos con ayuda de SolidWorks

Simulation® para obtener datos referentes a deformaciones y desplazamientos de cada una

de las partes de la órtesis. En la Figura IV.15 se observa la deformación en la parte inferior

de la órtesis, especialmente en la planta

Figura IV.15 Flexión de material de órtesis con sujeción superior





Tabla IV.4 Sujeciones.

Nombre de sujeción Imagen de sujeción Detalles de sujeción

Fijo-2

Entidades: 2 cara(s) Tipo: Geometría fija

Fuerzas resultantes

Componentes X Y Z Resultante

Fuerza de reacción(N) 1.31628 684.101 -2076.64 2186.42

Tabla IV.5 Fuerzas aplicadas a la órtesis.

Nombre de carga Cargar imagen Detalles de carga

Fuerza-1

Entidades: 1 cara(s) Tipo: Aplicar fuerza normal

Valor: 686 N

Fuerza-2

Entidades: 4 cara(s) Tipo: Aplicar fuerza normal

Valor: 519 N

Tabla IV.6 Información de malla.

Tipo de malla Malla sólida

Mallador utilizado: Malla basada en curvatura

Puntos jacobianos 4 Puntos

Tamaño máximo de elemento 19.7642 mm

Tamaño mínimo del elemento 3.95283 mm

Calidad de malla Elementos cuadráticos de alto orden

Número total de nodos 16692

Número total de elementos 8607

Cociente máximo de aspecto 235.47

% de elementos cuyo cociente de aspecto es < 3 69.4

% de elementos cuyo cociente de aspecto es > 10 0.895





En la figura IV.16 se observa cómo queda el mallado tras haber hecho la simulación, cabe

mencionar que el análisis de elementos finitos (FEA) proporciona una técnica numérica

fiable para analizar los diseños de ingeniería. El proceso empieza con la creación de un

modelo geométrico. Luego, el programa subdivide el modelo en partes pequeñas de formas

sencillas llamadas elementos, que están conectadas en puntos comunes llamados nodos. El

proceso de subdividir el modelo en pequeñas partes se llama mallado.

Figura IV.16 Análisis de elemento finitos (Mallado)

Tabla IV.7 Información de fuerzas resultantes.

Conjunto de

selecciones Unidades Suma X

Suma Y Suma Z Resultante

Todo el

modelo

N 1.31628 684.101 -2076.64 2186.42





Tabla IV.8 Resultados del estudio de tensiones con sujeción superior

Nombre Tipo Mín. Máx.

Tension VON: Tensión de von Mises 0 N/m^2

Nodo: 7054

9.63972e+008 N/m^2

Nodo: 8312

Ensamblaje- Tension

Tabla IV.9 Resultados del estudio de desplazamientos con sujeción superior


Desplazamientos1 URES: Desplazamiento resultante

0 mm Nodo: 7054

2107.45 mm Nodo: 4674

Ensamblaje-Estudio 3-Desplazamientos-Desplazamientos1





Tabla IV.10 Resultados del estudio de deformaciones unitarias con sujeción superior


Deformaciones unitarias ESTRN: Deformación unitaria equivalente

0 Elemento: 3324

0.234448 Elemento: 4088

Ensamblaje Deformaciones unitarias

También se realizó una serie de simulaciones, con la misma órtesis y el mismo material,

con distintas sujeciones en distintas partes. A continuación se presenta el análisis

estructural de la órtesis, con sujeción en la parte inferior, específicamente en la planta,

representando las tensiones, desplazamientos y deformaciones unitarias a lo largo de la

órtesis. En la Tabla IV.11 se muestra el resultado del estudio de tensiones de la órtesis con

sujeción inferior.

Tabla IV.11 Resultados del estudio de tensiones con sujeción inferior


Tensiones1 VON: Tensión de von Mises 0 N/m^2

Nodo: 7054

8.69644e+009 N/m^2

Nodo: 8311

Ensamblaje Tensiones





El resultado del análisis de desplazamientos se muestras en la Tabla IV.12. Es necesario

notar el desplazamiento que existe en la parte superior de la órtesis debido a la sujeción

inferior.

Tabla IV.12 Resultados del estudio de desplazamientos con sujeción inferior


Desplazamientos1 URES: Desplazamiento resultante 0 mm Nodo: 4623

2041.73 mm Nodo: 9940

Ensamblaje Desplazamientos





Tabla IV.13 Resultados del estudio de deformaciones unitarias con sujeción inferior


Deformaciones unitarias ESTRN: Deformación unitaria equivalente

0 Elemento: 3324

2.06101 Elemento: 4088

Ensamblaje Deformaciones unitarias

IV.4 Sumario

En esta sección dedicada al diseño, se analizaron los distintos componentes con lo que se

desarrolla la órtesis, haciendo una adecuada elección de materiales capaces de cubrir las

necesidades del equipo de rehabilitación, tomando en cuenta, los parámetros de la marcha y

las variables del miembro inferior. Además, se hizo una serie de pruebas de rendimiento a

través de paquetes informáticos para poder simular las condiciones a la que estará expuesto

el dispositivo, y así, obtener resultados predictivos del comportamiento que tendrán los

materiales y el diseño de la órtesis. De esta forma se concluyó que el material a utilizar es

el copolímero ABS, debido a la resistencia que ofrece y su buena adaptación al diseño

propuesto. Y también se eligió el servomotor adecuado, cubriendo satisfactoriamente los

requerimientos de movimiento de esta órtesis en particular.

CAPÍTULO

V “COSTOS”

En este capítulo se realiza un análisis de

costos parciales y totales del prototipo,

tanto en el diseño, materiales, control, para

su adecuada implementación.

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA

DISEÑO DE ORTESIS ACTIVA PARA REHABILITACIÓN


V.1 Presupuesto

El material electrónico utilizado es fabricado por diferentes firmas comerciales, y su precio

y disponibilidad puede variar en función del distribuidor.

La siguiente tabla muestra el costo del dispositivo que fue utilizado para la realización de

las pruebas de marcha.

Tabla V.1 Costos del dispositivo.

Material P.U. Piezas Costo

Pot´s de precisión $225.00 8 $1800.00

Tarjeta programadora de

PIC´s

$400.00 1 $400.00

PIC16F84A $85.00 1 $85.00

SUBTOTAL $2285.00

En la tabla siguiente se observa el costo de la órtesis.

Material P. U. Piezas Costo

Motor RX-64 $5000.00 1 $5000.00

Controlador USB2 $1000.00 1 $1000.00

Maquinado $2000.00 1 $2000.00

SUBTOTAL $9000.00

V.2 Mano de obra

Para la realización del proyecto se ha necesitado dos niveles de capacitación, en función del

desarrollo del proyecto, con un costo diferente, cabe mencionar que no se necesitó de algún

tipo de especialista en ninguna sección del proyecto, pero se investigó cual sería el precio

por los servicios de algún tipo de especialista.

Precio de trabajo de investigación y diseño: $75.00 dólar/hora.

Precio de trabajo de montaje y mecanización: $40.00 dólar/hora.

Considerando el precio de dólar en $14.078 hoy 4 de junio de 2012.

Este presupuesto es para la realización de un prototipo de Órtesis para Rehabilitación, su

realización en serie tendrá que requerir de un estudio de mercado y presupuesto nuevo que

se adapte a las nuevas condiciones. El costo total es de $11285.00 MN.

CAPÍTULO

VI “ANÁLISIS DE RESULTADOS,

CONCLUSIONES Y TRABAJOS A

FUTURO”

En este capítulo se presentan los resultados

obtenidos de los análisis realizados a la

órtesis, a que conclusión llego este trabajo

y cuáles son los trabajos a futuro, como el

rediseño, el planteamiento de una nueva

arquitectura de control, etc…





VI.1 Resultados

En este trabajo, se presentó una profunda investigación acerca del miembro inferior y la

biomecánica de la marcha humana, pilares fundamentales para la creación y desarrollo de

prótesis, órtesis y exoesqueletos, que asistan y mejoren la calidad de vida de los

discapacitados.

Gracias a todos los cálculos realizados en esta tesis, fue posible determinar muchos

parámetros de la marcha, como la representación cinemática del miembro inferior, el

análisis mecánico de cada articulación y la obtención de parámetros, que indican la

evolución de los ángulos de la marcha.

Se construyó un dispositivo capaz de realizar mediciones referentes al movimiento de las

articulaciones en el cuerpo humano, adquirir datos y enviarlas a un ordenador personal, con

el fin de registrar los resultados y analizar a fondo el comportamiento y la evolución de la

marcha humana.

Se diseñó un mecanismo, capaz de ser adaptable al miembro inferior y asistir a la

rehabilitación de personas con lesión medular, desde un punto de vista mecánico,

seleccionando los mejores materiales por medio de análisis informáticos.

Se seleccionó y adquirió un actuador eficiente para lograr la tarea de desplazar la órtesis,

sin ninguna dificultad, y se presentó una forma de control, sin embargo no fue posible

adquirir el controlador que permitiera interactuar con señales externas, por lo tanto este

diseño, quedo solo en una rutina programada para el servomotor.

VI.2 Conclusiones

El tema que se trata en el presente trabajo, permite obtener una clara idea acerca de un

sector altamente necesitado, mejorar la calidad de vida de las personas que sufren

discapacidades motrices. Este trabajo, pretende sentar las bases fundamentales para el

desarrollo de órtesis, y hacer énfasis en que un ingeniero en control y automatización, es





capaz de desarrollar tecnologías de asistencia humana, y no solo ubicarse el sector

industrial.

Los análisis propuestos en esta tesis, permitieron identificar distintas áreas dentro del

campo de la biorobótica, tales como la mecánica, la cinemática, la electrónica, el control, el

dibujo asistido por computadora, etc., y con la sinergia de estas áreas, se hace posible

desarrollar sistemas complejos para asistir tareas y necesidades esenciales del ser humano.

Cabe hacer énfasis en el escaso interés de la comunidad estudiantil de ingeniería a optar por

carreras de este tipo, en donde se desarrollan habilidades técnicas, como percepciones

humanas.

IV.3 Trabajos futuros.

Debido a que no fue posible encontrar el controlador del servomotor que admitiera entradas

analógicas, solo fue posible realizar una secuencia para la órtesis, sin embargo la idea

fundamental de los análisis que se propusieron, era la de controlar el servomotor a partir de

bioseñales, en específico, el movimiento de las demás articulaciones. Es decir, implementar

un control proporcional, con el objetivo de que la articulación pudiese ser desplazada de

acuerdo con el movimiento de otras articulaciones, como lo puede ser la rodilla, el pie, la

cadera o la posición de otro miembro que tenga que ver de alguna forma con la marcha, u

otra tarea como subir y bajar escalones, agacharse, levantarse de una silla, etc.

También se espera hacer este dispositivo lo más ergonómico posible, para que el paciente

pueda utilizarlo en cualquier circunstancia y no solo en ciertos lugares, así poder obtener

una rehabilitación más extendida y con mejores resultados, o ser usado como asistente de la

marcha humana.

Otro aspecto que puede ser rediseñado en un futuro es la de conseguir no solo controlar una

articulación como fue presentado en este trabajo, sino controlar todas las articulaciones que

estén afectadas por lesiones medulares u otros padecimientos. Es decir, dotar a la órtesis de

más grados de libertad para que desarrolle el objetivo principal, que es el de rehabilitar.

Sin duda este trabajo está abierto al interés de cualquiera que quiera adentrarse en el campo

de la biorobótica, y desarrollar dispositivos de rehabilitación y asistencia humana.

REFERENCIAS





[1] H. Kazerooni, Ryan Steger and Lihua Huang, (2006), “Hybrid Control of the Berkeley

Lower Extremity Exosqueleton (BLEEX)”, The International Journal of Robotics

Research.

[2] Weinberg B., Nikitczuk J., Etal, (2007), “Desing, Control and Human Testing of an

Active Knee Rehabilitation Orthotic Device”, IEEE International Conference on Robotics

and Automation, Roma, Italy.

[3] Evangelos Papadopoulos, Georgios Patsianis, (2007), “Desing of an Exosqueleton

Mechanism for the Shoulder Joint”, National Technical University of Athens, Athens,

Greece.

[4] R. Gutiérrez, P. A. Niño-Suarez, Etal, (2007), “Exoesqueleto Mecatrónico para

Rehabilitación Motora”, Universidad Militar Nueva Granada.

[5] Aaron M. Dollar, Etal, (2008), “Lower Extremity Exoskeletons and Active Orthoses:

Challenges and State-of-the-Art”, IEEE.

[6] Jasón Edwin Molina, Juan Pablo González, (2008), “Desarrollo de un Sistema de Control

de un Exoesqueleto para Asistencia del Movimiento del Codo”, Universidad Tecnológica

de Pereira.

[7] E. Rocon, Etal, (2008), “Diseño, desarrollo y validación de dispositivo robótico para la

supresión del temblor patológico”, RIAI, Vol. 5, núm. 2, Pp. 79-92.

[8] Marcela V. Urdaniz, Etal, “Diseño y simulación de una Órtesis Robótica para

Rehabilitación de la Marcha”, Universidad Nacional de Entre Ríos.

[9] J. M. Grosso, Etal (2009), “Diseño conceptual de un exoesqueleto para asistir la

rehabilitación de miembro inferior”, IEEE.

[10] D. Tibaduiza, Etal, (2009), “Diseño de un exoesqueleto Mecatrónico de brazo basado en

screws y robots paralelos”, GICM, Universidad Autónoma de Bucaramanga, Colombia.

[11] WANG Shuang, Etal, (2009), “Active and Pasive Control of an Exoskeleton with Cable

Transmission for Hand Rehabilitation”, Beihang University Beijing, China.





[12] Ju Wang, Liting Li, Etal, (2009), “Design of an Exoskeleton for Index Finger

Rehabilitation”, 31st Annual International Conference of the IEEE, Minnesota,USA.

[13] Christian Fleischer, Günter Hommel, (2009), “Torque Control of an Exosqueletal Knee

With EMG Signals”, Berlin University of Technology, Germany.

[14] J. M. Font-Llagunes, G. Arroyo, (2010), “Diseño de una órtesis activa para ayuda a la

marcha de lesionados medulares”, Universidad Politécnica de Catalunya.

[15] Shuang WANG, Etal, (2011), “Multiple Rehabilitation Motion Control for Hand with an

Exosqueleton”, IEEE International Conference on Robotics and Automation, Shanghái,

China.

[16] ATLAS QUIROMASAJE MADRID, 1999, “Award space”, (Disponible en:

http://www.atlasquiromasaje-awardspace.com/historia-masaje.htm

Consultado el: 18 de febrero de 2012)

[17] QUIMINET.COM “Información y negocios segundo a segundo”, (2000-2011),

(Disponible en: www.quiminet.com/articulos/arilonitrilo-butadieno-estireno-abs-descrpcion-

propiedades-y-aplicaciones-4433.htm Consultado el: 04 de marzo de 2012)

[19] María Begoña, Antonio Aguado, (2003), “Estrategias de afrontamiento y proceso de

adaptación a la lesión medular”, Observatorio de la Discapacidad, Pp. 24-25.

[20] Margareta Nordin, (2004), “Biomecánica básica del sistema musculoesquelético”, OIOC,

3° edición, Mc Graw Hill.

[21] Sandino Estrada-Moncada, Etal, (2007), “Lesión de médula espinal y medicina

regenerativa”, Salud Publica Mex, vol. 49, No. 6.

[22] Ramiro Pérez, Etal, (2008), “Aspectos epidemiológicos de la lesión medular de la

población del Centro Nacional de Rehabilitación”, Revista Mexicana de Medicina Física

y Rehabilitación, Pp.74-82.

[23] A. I. Kapandji, (1998), “Fisiología articular-Miembro inferior”, 5° edición, Ed. Medicina

Panamericana.

[24] Enrique Palacios, (2009), “Microcontroladores PIC16F84A”, Ed. Ra-Ma, pag. 626.

[25] Enriquez Harper, (2003), “El ABC del control electrónico de las maquinas eléctricas” ,

Ed. Limusa, México, D. F.

[26] Irving L. Kosow, (1993), “Maquinas eléctricas y transformadores”, 2° edición, Ed.

Prentice Hall, pag. 707.

http://www.atlasquiromasaje-awardspace.com/historia-masaje.htm

http://www.quiminet.com/articulos/arilonitrilo-butadieno-estireno-abs-descrpcion-propiedades-y-aplicaciones-4433.htm

http://www.quiminet.com/articulos/arilonitrilo-butadieno-estireno-abs-descrpcion-propiedades-y-aplicaciones-4433.htm





[27] “User’s Guide MSP430x2xx Family”, (2011), Texas Instruments, Literature Number:

SLAU144H.

[28] Eric Viel, (2002), “La marcha humana, la Carrera y el salto. Biomecánica

exploraciones, normas y alteraciones”, Masson editores.

[29] Enrique Bernal, Etal, (2011), “Influencia del ciclo de marcha en el diseño de prótesis de

miembro inferior. Estado del Arte”, Sección de Estudios de Investigación y Posgrado de la

Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica del Instituto Politécnico Nacional.

[30] Villanueva D., Etal, (2001), “Técnicas de asistencia para la recuperación de la

locomoción funcional después de una lesión de medula espinal”, Centro de Investigación

y de Estudios Avanzados del IPN, Revista Mexicana de Ingeniería Biomédica, Vol. XXII,

Núm. 2, pp. 89-100.

[31] Harmonic Drive Total Motion Control, (Disponible en:

www.harmonicdrive.net/products/actuators/fha-c-mini

Consultado el: 22 de abril de 2012)

[32] Mario Benigni, Sergio Fucci y V. Fornasari, (2003), “Biomecánica del Aparato Locomotor

Aplicada al Acondicionamiento Muscular”, Ed. Elsevier España S. A., 4a edición, Madrid.

[33] M. Latarjet, A. Ruiz Liard, (1992), “Anatomía Humana”, Ed. Panamericana, 3a edición.

[34] F. Orts Llorca, (1985), “Anatomía Humana”, 6a edición, Ed. Científico-Médica,

Barcelona.

[35] P. Williams, R. Warwick, (1996), “Anatomía”, Ed. Salvat o Ed. Churchill Livinstone.

[36] Olson, T. R. A. D. A. M., (2002), “Atlas de Anatomía Humana”, Ed.Masson-Willians &

Wilkins, Barcelona.

[37] Viladot Pericé A., (1996), “Significado de la Postura y de la Marcha Humana”, Ed.

Complutense, Madrid.

[38] Luttgens K., Wells K., (1982),”Bases Científicas del Movimiento Humano”, Kinesiología,

Ed. Pila Teleña, 7a edición, Madrid.

[39] Lacôte M., Chevalier, M. Miranda A., Bleton P., Stevenin P., (1984), “Valoración de la

Función Muscular Normal y Patológica”, Barcelona: Masson.

[40] Enrique Palacios, Fernando Remiro Domínguez, Lucas J. López Pérez, (2009),

“Microcontrolador PIC16F84: Desarrollo de proyectos”, Ed. Alfaomega, 618 pág.

[41] Robodacta.mx, 1996, (Disponible en:

www.robodacta.mx/index.php?dispatch=product.view&product_id=3018

Consultado el: 10 de mayo 2012)

http://www.harmonicdrive.net/products/actuators/fha-c-mini

http://www.robodacta.mx/index.php?dispatch=product.view&product_id=3018

INSTITUTO POLTÉCNICO NACIONAL

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIRÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA

GLOSARIO



92

Órtesis: Dispositivo externo aplicado al cuerpo para modificar los aspectos funcionales o

estructurales del sistema neuromusculoesquelético.

Exoesqueleto: Armazón metálico externo que ayuda a moverse a su portador y a realizar

cierto tipo de actividades.

Plano sagital: Línea imaginaria que divide al cuerpo en izquierda y derecha.

Abducción: Movimiento por el que una extremidad del cuerpo se aleja de su plano medio.

Aducción: Movimiento por el que una parte del cuerpo se aproxima al plano de simetría

medial o coronal de éste.

Pronación: Rotación del antebrazo que permite situar la mano con el dorso hacia arriba.

Supinación: Movimiento por el cual el cuerpo humano o alguna de sus partes es colocada

en posición de supino.

Ictus: Interrupción del suministro de sangre a cualquier parte del cerebro.

Escápula: Mejor conocido como omoplato, se ubica en la parte posterior o dorso-lateral

del tórax según la especie de la que se trate, específicamente en el esqueleto humano se

encuentra en la región comprendida entre la segunda y séptima costilla. Conecta con

el húmero (hueso del brazo) y con la clavícula (en aquellas especies que poseen tal hueso) y

forma la parte posterior de los cinturones del hombro.

WOTAS: Órtesis Portátil para la Evaluación de los Temblores y la Supresión.

Biomecánica: Ciencia que se coloca entre la biología y la ingeniería, evalúa cada una de las

partes del cuerpo para conocer entre otras cosas sus límites de resistencia.

Astrágalo: Hueso del pie.

Cinemática: Rama de la mecánica clásica que estudia las leyes del movimiento (cambios de posición) de los cuerpos, sin tomar en cuenta las causas que lo producen, limitándose

esencialmente, al estudio de la trayectoria en función del tiempo. La aceleración es el ritmo

con que cambia su rapidez (módulo de la velocidad). La rapidez y la aceleración son las dos

principales cantidades que describen cómo cambia su posición en función del tiempo.

Servomotor: Motor eléctrico que consta con la capacidad de ser controlado, tanto en

velocidad como en posición.

http://es.wikipedia.org/wiki/Cuerpo_(anatom%C3%ADa)

http://es.wikipedia.org/wiki/Antebrazo

http://es.wikipedia.org/wiki/Mano

http://es.wikipedia.org/wiki/Cuerpo_(anatom%C3%ADa)

http://es.wikipedia.org/wiki/H%C3%BAmero

http://es.wikipedia.org/wiki/Clav%C3%ADcula

http://es.wikipedia.org/wiki/Mec%C3%A1nica_cl%C3%A1sica

http://es.wikipedia.org/wiki/Aceleraci%C3%B3n

Anexos

ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN

DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 93

ANEXOS

Anexos



Programa MatLab para encontrar la matriz de transformación

homogénea de Denavit-Hartenberg

>> syms T1 T2 T3 T4 T5 T6 L1 L2 L3

A01= [cos(T1) 0 -sin(T1) 0; sin(T1) 0 cos(T1) 0; 0 -1 0 0; 0 0 0 1];

A12= [cos(T2) 0 sin(T2) 0; sin(T2) 0 -cos(T2) 0; 0 1 0 0; 0 0 0 1];

A23= [cos(T3) -sin(T3) 0 L1*cos(T3); sin(T3) cos(T3) 0 L1*sin(T3); 0 0 1 7; 0 0 0 1];


A45= [cos(T5) 0 sin(T5) 0; sin(T5) 0 -cos(T5) 0; 0 1 0 0; 0 0 0 1];


A46=A45*A56;

A46= simple(A46);

A36=A34*A46;

A36= simple(A36);

A26=A23*A36;

A26= simple(A26);

A16=A12*A26;

A16= simple(A16);

A06=A01*A16;

A06= simple(A06)

TH = input('Dame el valor de los angulos: ');

TH= TH * pi / 180;

VC= input('Dame el valor de los eslabones: ');

T1= TH(1);

T2= TH(2);

T3= TH(3);

T4= TH(4);

T5= TH(5);

T6= TH(6);

L1= VC(1);

L2= VC(2);

L3= VC(3);

A06 = eval(A06)

Anexos



Matriz de transformación homogénea resultante de Denavit-Hartenberg.

Primera fila.

[ cos(T1)*(cos(T2)*(1/2*cos(T3-T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+sin(T2)*sin(T6))-

sin(T1)*(1/2*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*sin(T3+T6+T4+T5)), cos(T1)*(cos(T2)*(-

1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-T6+T4+T5))+sin(T2)*cos(T6))-sin(T1)*(1/2*cos(T3+T6+T4+T5)-

1/2*cos(T3-T6+T4+T5)),

cos(T1)*cos(T2)*sin(T3+T4+T5)+sin(T1)*cos(T3+T4+T5), cos(T1)*(cos(T2)*(1/2*L3*cos(T3-

T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+sin(T2)*(7+L3*sin(T6)))-

sin(T1)*(1/2*L3*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*L3*sin(T3+T6+T4+T5)+L2*sin(T3+T4)+L1*sin(T3))]

Segunda fila.

[sin(T1)*(cos(T2)*(1/2*cos(T3-

T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+sin(T2)*sin(T6))+cos(T1)*(1/2*sin(T3-

T6+T4+T5)+1/2*sin(T3+T6+T4+T5)), sin(T1)*(cos(T2)*(-1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-

T6+T4+T5))+sin(T2)*cos(T6))+cos(T1)*(1/2*cos(T3+T6+T4+T5)-1/2*cos(T3-T6+T4+T5)),

sin(T1)*cos(T2)*sin(T3+T4+T5)-cos(T1)*cos(T3+T4+T5), sin(T1)*(cos(T2)*(1/2*L3*cos(T3-

T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+sin(T2)*(7+L3*sin(T6)))+cos(T1)

*(1/2*L3*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*L3*sin(T3+T6+T4+T5)+L2*sin(T3+T4)+L1*sin(T3))]

Tercera fila

[ -sin(T2)*(1/2*cos(T3-

T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+cos(T2)*sin(T6),

-sin(T2)*(-1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-T6+T4+T5))+cos(T2)*cos(T6),

-sin(T2)*sin(T3+T4+T5), -sin(T2)*(1/2*L3*cos(T3-

T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+cos(T2)*(7+L3*sin(T6))]

Cuarta fila.

[ 0, 0, 0, 1]

Anexos



Programación del dispositivo de adquisición de datos.

LIST P=16F84A

INCLUDE <P16F84A.INC>

__CONFIG _CP_OFF & _WDT_OFF & _PWRTE_ON & _XT_OSC

CBLOCK 0x0C

ENDC

ENTER EQU .13

CAMBIO_LINEA EQU .10

PCF8591_DIR_ESCRITURA EQU b'10011110'

PCF8591_DIR_LECTURA EQU b'10011111'

PCF8591_DIR_ESCRITURA2 EQU b'10011100'

PCF8591_DIR_LECTURA2 EQU b'10011101'

ORG 0

Inicio

call RS232_Inicializa

Principal

call I2C_EnviaStart

movlw PCF8591_DIR_ESCRITURA

call I2C_EnviaByte

movlw b'00000100'

call I2C_EnviaByte

movlw PCF8591_DIR_ESCRITURA2

call I2C_EnviaByte

movlw b'00000100'

call I2C_EnviaByte

call I2C_EnviaStop

call I2C_EnviaStart

movlw PCF8591_DIR_LECTURA

call I2C_EnviaByte

call I2C_LeeByte

etiq

call I2C_LeeByte

call Visualiza1

call I2C_LeeByte

call Visualiza2 call I2C_LeeByte

call Visualiza3

call I2C_LeeByte

call Visualiza4

goto etiq

CBLOCK

Auxiliar

ENDC

Visualiza1

movwf Auxiliar ; Lo guarda.

movlw MensajeTension1

call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza2



call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza3

Anexos





call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza4

movwf Auxiliar

movlw MensajeTension4 ; Lo guarda.

call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza5



call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza6



call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza7



call RS232_Mensaje

goto Continua

Visualiza8



call RS232_Mensaje

goto Continua

Continua

movf Auxiliar,W ; Recupera el dato a visualizar y lo

call BIN_a_BCD ; pasa a BCD.

movf BCD_Centenas,W

call RS232_EnviaNumero ; unidades de voltios.

movf BCD_Decenas,W

call RS232_EnviaNumero ; décimas de voltios.

movf BCD_Unidades,W

call RS232_EnviaNumero ; centésimas de voltios.

return

Mensajes

addwf PCL,F

MensajeTension1

DT ENTER, CAMBIO_LINEA

DT "Tension1: ", 0x00

MensajeTension2 DT "Tension2: ", 0x00

MensajeTension3


MensajeTension4


MensajeTension5


MensajeTension6


MensajeTension7


MensajeTension8

DT "Tension8: "

DT ENTER, CAMBIO_LINEA, 0x00

MensajeVoltios

DT " V. ", 0x00

CBLOCK

I2C_ContadorBits ; Cuenta los bits a transmitir o a recibir.

I2C_Dato ; Dato a transmitir o recibido.

I2C_Flags ; Guarda la información del estado del bus I2C.

ENDC

Anexos



#DEFINE I2C_UltimoByteLeer I2C_Flags,0

; - (I2C_UltimoByteLeer)=0, NO es el último byte a leer por el maestro.

; - (I2C_UltimoByteLeer)=1, SÍ es el último byte a leer por el maestro.

; La definición de las líneas SCL y SDA del bus I2C se puede cambiar según las

; necesidades del hardware.

#DEFINE SCL PORTA,3 ; Línea SCL del bus I2C.

#DEFINE SDA PORTA,4 ; Línea SDA del bus I2C.

;

; Subrutina "SDA_Bajo" ------------------------------------------------------------------

;

SDA_Bajo

bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SDA como salida.

bcf SDA

bcf STATUS,RP0

bcf SDA ; SDA en bajo.

return

;

; Subrutina "SDA_AltaImpedancia" --------------------------------------------------------

;

SDA_AltaImpedancia

bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SDA entrada.

bsf SDA ; Lo pone en alta impedancia y, gracias a la

bcf STATUS,RP0 ; Rp de esta línea, se mantiene a nivel alto.

return

;

; Subrutina "SCL_Bajo" ------------------------------------------------------------------

;

SCL_Bajo

bsf STATUS,RP0

bcf SCL ; Configura la línea SCL como salida.

bcf STATUS,RP0

bcf SCL ; La línea de reloj SCL en bajo.

return

;

; Subrutina "SCL_AltaImpedancia" --------------------------------------------------------

;

SCL_AltaImpedancia

bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SCL entrada.

bsf SCL ; Lo pone en alta impedancia y, gracias a la Rp

bcf STATUS,RP0 ; de esta línea, se mantiene a nivel alto.

SCL_EsperaNivelAlto

btfss SCL ; Si algún esclavo mantiene esta línea en bajo

goto SCL_EsperaNivelAlto ; hay que esperar.

return ;

; Subrutina "I2C_EnviaStart" ------------------------------------------------------------

;

; Esta subrutina envía una condición de Start o inicio.

;

I2C_EnviaStart

call SDA_AltaImpedancia ; Línea SDA en alto.

call SCL_AltaImpedancia ; Línea SCL en alto.

call Retardo_4micros ; Tiempo tBUF del protocolo.

call SDA_Bajo ; Flanco de bajada de SDA mientras SCL está alto.

call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;STA del protocolo.

call SCL_Bajo ; Flanco de bajada del reloj SCL.

call Retardo_4micros

return

;

; Subrutina "I2C_EnviaStop" -------------------------------------------------------------

;

; Esta subrutina envía un condición de Stop o parada.

;

I2C_EnviaStop

call SDA_Bajo

call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida de SCL.

call Retardo_4micros ; Tiempo tSU;STO del protocolo.

Anexos



call SDA_AltaImpedancia ; Flanco de subida de SDA.

call Retardo_4micros ; Tiempo tBUF del protocolo.

return

;

; Subrutina "I2C_EnviaByte" -------------------------------------------------------------

;

; El microcontrolador maestro transmite un byte por el bus I2C, comenzando por el bit

; MSB. El byte a transmitir debe estar cargado previamente en el registro de trabajo W.

; De la subrutina ejecutada anteriormente I2C_EnviaStart o esta misma I2C_EnviaByte,

; la línea SCL se debe encontrar a nivel bajo al menos durante 5 µs.

;

I2C_EnviaByte

movwf I2C_Dato ; Almacena el byte a transmitir.

movlw 0x08 ; A transmitir 8 bits.

movwf I2C_ContadorBits

I2C_EnviaBit

rlf I2C_Dato,F ; Chequea el bit, llevándolo previamente al Carry.

btfsc STATUS,C

goto I2C_EnviaUno

I2C_EnviaCero

call SDA_Bajo ; Si es "0" envía un nivel bajo.

goto I2C_FlancoSCL

I2C_EnviaUno

call SDA_AltaImpedancia ; Si es "1" lo activará a alto.

I2C_FlancoSCL

call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida del SCL.

call Retardo_4micros ; Tiempo tHIGH del protocolo.

call SCL_Bajo ; Termina el semiperiodo positivo del reloj.

call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;DAT del protocolo.

decfsz I2C_ContadorBits,F ; Lazo para los ocho bits.

goto I2C_EnviaBit

;

call SDA_AltaImpedancia ; Libera la línea de datos.

call SCL_AltaImpedancia ; Pulso en alto de reloj para que el esclavo

call Retardo_4micros ; pueda enviar el bit ACK.

call SCL_Bajo


return

;

; Subrutina "I2C_LeeByte" ---------------------------------------------------------------

;

; El microcontrolador maestro lee un byte desde el esclavo conectado al bus I2C. El dato

; recibido se carga en el registro I2C_Dato y lo envía a la subrutina superior a través

; del registro W. Se empieza a leer por el bit de mayor peso MSB.

; De alguna de las subrutinas ejecutadas anteriormente I2C_EnviaStart, I2C_EnviaByte

; o esta misma I2C_LeeByte, la línea SCL lleva en bajo al menos 5 µs.

I2C_LeeByte

movlw 0x08 ; A recibir 8 bits.

movwf I2C_ContadorBits

call SDA_AltaImpedancia ; Deja libre la línea de datos.

I2C_LeeBit

call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida del reloj.

bcf STATUS,C ; En principio supone que es "0".

btfsc SDA ; Lee el bit

bsf STATUS,C ; Si es "1" carga 1 en el Carry.

rlf I2C_Dato,F ; Lo introduce en el registro.

call SCL_Bajo ; Termina el semiperiodo positivo del reloj.

call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;DAT del protocolo.

decfsz I2C_ContadorBits,F ; Lazo para los 8 bits.

goto I2C_LeeBit

;

; Chequea si este es el último byte a leer para enviar o no el bit de reconocimiento

; ACK en consecuencia.

;

btfss I2C_UltimoByteLeer ; Si es el último, no debe enviar

; el bit de reconocimiento ACK.

call SDA_Bajo ; Envía el bit de reconocimiento ACK

; porque todavía no es el último byte a leer.

Anexos



call SCL_AltaImpedancia ; Pulso en alto del SCL para transmitir el

call Retardo_4micros ; bit ACK de reconocimiento. Este es tHIGH.

call SCL_Bajo ; Pulso de bajada del SCL.


movf I2C_Dato,W ; El resultado se manda en el registro de

return

CBLOCK

R_ContA ; Contadores para los retardos.

R_ContB

R_ContC

ENDC

;

; RETARDOS de 4 hasta 10 microsegundos ---------------------------------------------------

;

; A continuación retardos pequeños teniendo en cuenta que para una frecuencia de 4 MHZ,

; la llamada a subrutina "call" tarda 2 ciclos máquina, el retorno de subrutina

; "return" toma otros 2 ciclos máquina y cada instrucción "nop" tarda 1 ciclo máquina.

;

Retardo_10micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.

nop ; Aporta 1 ciclo máquina.








return ; El salto del retorno aporta 2 ciclos máquina.

;

; RETARDOS de 20 hasta 500 microsegundos ------------------------------------------------

;



movlw d'164' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K".

goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.










movlw d'14' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K". goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.



;

; El próximo bloque "RetardoMicros" tarda:

; 1 + (K-1) + 2 + (K-1)x2 + 2 = (2 + 3K) ciclos máquina.

;

RetardoMicros

movwf R_ContA ; Aporta 1 ciclo máquina.

Rmicros_Bucle

decfsz R_ContA,F ; (K-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).

goto Rmicros_Bucle ; Aporta (K-1)x2 ciclos máquina.


;

;En total estas subrutinas tardan:

; - Retardo_500micros: 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 500 cm = 500 µs. (para K=164 y 4 MHz).

; - Retardo_200micros: 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 200 cm = 200 µs. (para K= 64 y 4 MHz).

; - Retardo_100micros: 2 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 100 cm = 100 µs. (para K= 31 y 4 MHz).

; - Retardo_50micros : 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 50 cm = 50 µs. (para K= 14 y 4 MHz).

; - Retardo_20micros : 2 + 1 + (2 + 3K) = 20 cm = 20 µs. (para K= 5 y 4 MHz).

;

; RETARDOS de 1 ms hasta 200 ms. --------------------------------------------------------

Anexos



;

Retardo_200ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.

movlw d'200' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".

goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.





















;

; El próximo bloque "Retardos_ms" tarda:

; 1 + M + M + KxM + (K-1)xM + Mx2 + (K-1)Mx2 + (M-1) + 2 + (M-1)x2 + 2 =

; = (2 + 4M + 4KM) ciclos máquina. Para K=249 y M=1 supone 1002 ciclos máquina

; que a 4 MHz son 1002 µs = 1 ms.

;

Retardos_ms

movwf R_ContB ; Aporta 1 ciclo máquina.

R1ms_BucleExterno

movlw d'249' ; Aporta Mx1 ciclos máquina. Este es el valor de "K".

movwf R_ContA ; Aporta Mx1 ciclos máquina.

R1ms_BucleInterno

nop ; Aporta KxMx1 ciclos máquina.

decfsz R_ContA,F ; (K-1)xMx1 cm (cuando no salta) + Mx2 cm (al saltar).

goto R1ms_BucleInterno ; Aporta (K-1)xMx2 ciclos máquina.

decfsz R_ContB,F ; (M-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).

goto R1ms_BucleExterno ; Aporta (M-1)x2 ciclos máquina.


;


; - Retardo_200ms: 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 200007 cm = 200 ms. (M=200 y K=249).

; - Retardo_100ms: 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 100007 cm = 100 ms. (M=100 y K=249). ; - Retardo_50ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 50007 cm = 50 ms. (M= 50 y K=249).

; - Retardo_20ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 20007 cm = 20 ms. (M= 20 y K=249).




; - Retardo_1ms : 2 + 1 + (2 + 4M + 4KM) = 1005 cm = 1 ms. (M= 1 y K=249).

;

; RETARDOS de 0.5 hasta 20 segundos ---------------------------------------------------

;

Retardo_20s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.

movlw d'200' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".

goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.











Anexos







;

; El próximo bloque "Retardo_1Decima" tarda:

; 1 + N + N + MxN + MxN + KxMxN + (K-1)xMxN + MxNx2 + (K-1)xMxNx2 +

; + (M-1)xN + Nx2 + (M-1)xNx2 + (N-1) + 2 + (N-1)x2 + 2 =

; = (2 + 4M + 4MN + 4KM) ciclos máquina. Para K=249, M=100 y N=1 supone 100011

; ciclos máquina que a 4 MHz son 100011 µs = 100 ms = 0,1 s = 1 décima de segundo.

;

Retardo_1Decima

movwf R_ContC ; Aporta 1 ciclo máquina.

R1Decima_BucleExterno2

movlw d'100' ; Aporta Nx1 ciclos máquina. Este es el valor de "M".

movwf R_ContB ; Aporta Nx1 ciclos máquina.

R1Decima_BucleExterno

movlw d'249' ; Aporta MxNx1 ciclos máquina. Este es el valor de "K".

movwf R_ContA ; Aporta MxNx1 ciclos máquina.

R1Decima_BucleInterno

nop ; Aporta KxMxNx1 ciclos máquina.

decfsz R_ContA,F ; (K-1)xMxNx1 cm (si no salta) + MxNx2 cm (al saltar).

goto R1Decima_BucleInterno ; Aporta (K-1)xMxNx2 ciclos máquina.

decfsz R_ContB,F ; (M-1)xNx1 cm (cuando no salta) + Nx2 cm (al saltar).

goto R1Decima_BucleExterno ; Aporta (M-1)xNx2 ciclos máquina.

decfsz R_ContC,F ; (N-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).

goto R1Decima_BucleExterno2 ; Aporta (N-1)x2 ciclos máquina.


;


; - Retardo_20s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 20000807 cm = 20 s.

; (N=200, M=100 y K=249).


; (N=100, M=100 y K=249).


; (N= 50, M=100 y K=249).


; (N= 20, M=100 y K=249).


; (N= 10, M=100 y K=249).

; - Retardo_500ms: 2 + 1 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 500025 cm = 0,5 s.

; (N= 5, M=100 y K=249).

; Subrutina "BIN_a_BCD" -----------------------------------------------------------------

CBLOCK ; En las subrutinas no se debe fijar la dirección BCD_Centenas ; de la RAM de usuario. Se toma a continuación de

BCD_Decenas ; la última asignada.

BCD_Unidades

ENDC

;

BIN_a_BCD

clrf BCD_Centenas ; Carga los registros con el resultado inicial.

clrf BCD_Decenas ; En principio las centenas y decenas a cero.

movwf BCD_Unidades ; Se carga el número binario a convertir.

BCD_Resta10

movlw .10 ; A las unidades se les va restando 10 en cada

subwf BCD_Unidades,W ; pasada. (W)=(BCD_Unidades) -10.

btfss STATUS,C ; ¿C = 1?, ¿(W) positivo?, ¿(BCD_Unidades)>=10?

goto BIN_BCD_Fin ; No, es menor de 10. Se acabó.

BCD_IncrementaDecenas

movwf BCD_Unidades ; Recupera lo que queda por restar.

incf BCD_Decenas,F ; Incrementa las decenas y comprueba si ha llegado

movlw .10 ; a 10. Lo hace mediante una resta.

subwf BCD_Decenas,W ; (W)=(BCD_Decenas)-10).

btfss STATUS,C ; ¿C = 1?, ¿(W) positivo?, ¿(BCD_Decenas)>=10?

goto BCD_Resta10 ; No. Vuelve a dar otra pasada, restándole 10 a

BCD_IncrementaCentenas ; las unidades.

Anexos



clrf BCD_Decenas ; Pone a cero las decenas

incf BCD_Centenas,F ; e incrementa las centenas.

goto BCD_Resta10 ; Otra pasada: Resta 10 al número a convertir.

BIN_BCD_Fin

swapf BCD_Decenas,W ; En el nibble alto de (W) también las decenas.

addwf BCD_Unidades,W ; En el nibble bajo de (W) las unidades.

return ; Vuelve al programa principal.

; Subrutina "RS232_Mensaje" -------------------------------------------------------------

;

; Envía por el puerto serie el mensaje apuntado por el registro W y grabado en memoria

; de programa del PIC. El mensaje se visualizará en el monitor del ordenador. Esta

; subrutina sigue la estructura de funcionamiento similar a la ya conocida "LCD_Mensaje"

; para visualización de mensajes en pantallas de modulos LCD.

;

CBLOCK

RS232_ApuntaCaracter ; Apunta al carácter a visualizar.

RS232_ValorCaracter ; Valor ASCII del carácter a visualizar.

ENDC

RS232_Mensaje

movwf RS232_ApuntaCaracter ; Posición del primer carácter del mensaje.

movlw Mensajes ; Halla la posición relativa del primer carácter

subwf RS232_ApuntaCaracter,F ; del mensaje respecto del comienzo de todos los

; mensajes (identificados mediante la etiqueta

; "Mensajes").

decf RS232_ApuntaCaracter,F ; Para compensar la posición que ocupa la

RS232_VisualizaOtroCaracter ; instrucción "addwf PCL,F".

movf RS232_ApuntaCaracter,W ; Apunta al carácter a visualizar.

call Mensajes ; Obtiene el código ASCII del carácter apuntado.

movwf RS232_ValorCaracter ; Guarda el valor de carácter.

movf RS232_ValorCaracter,F ; Lo único que hace es posicionar flag Z. En caso

btfsc STATUS,Z ; que sea "0x00", que es código indicador final

goto RS232_FinMensaje ; de mensaje, sale fuera.

RS232_NoUltimoCaracter

call RS232_EnviaDato ; Visualiza el carácter ASCII leído.

incf RS232_ApuntaCaracter,F ; Apunta a la posición del siguiente carácter

goto RS232_VisualizaOtroCaracter ; dentro del mensaje.

RS232_FinMensaje

return

; Subrutina "RS232_LineasBlanco" ------------------------------------------------

;

; Visualiza unas cuantas líneas en blanco en el monitor del ordenador.

CBLOCK RS232_ContadorLineas

ENDC

RS232_LineasBlanco

movlw d'10' ; Por ejemplo este número de líneas en

movwf RS232_ContadorLineas ; blanco.

R232_LineasBlancoLazo

movlw .10 ; Código del salto de línea

call RS232_EnviaDato

decfsz RS232_ContadorLineas,F

goto R232_LineasBlancoLazo

movlw .13 ; Código del retorno de carro.

call RS232_EnviaDato ; Finaliza con un retorno de carro.

return

; Estas subrutinas permiten realizar las tareas básicas de control de la transmisión

; seríe asincrona según normas RS-232.

;

; Los parámetros adoptados para la comunicación son los siguientes:

; - Velocidad de transmisión de 9600 baudios. La duración de cada bit será 104 µs.

; - Un bit de inicio o Start a nivel bajo.

; - Dato de 8 bits.

Anexos



; - Sin paridad.

; - Dos bits de final o Stop a nivel alto.

;

; El tiempo entre bit y bit debe coincidir con el periodo de la señal leída o enviada.

; Como la velocidad de transmisión o recepción es de 9600 baudios, el periodo será:

; 1/9600 Baudios = 104 µs. Se utilizará pues la subrutina Retardos_100micros.

CBLOCK

RS232_ContadorBits

RS232_Dato

ENDC

#DEFINE RS232_Entrada PORTB,0 ; Línea por la que se reciben los datos.

#DEFINE RS232_Salida PORTA,1 ; Línea por la que se envían los datos.

;

; Subrutina "RS232_Inicializa" -------------------------------------------------------------

;

; Configura las líneas de salida y entrada del microcontrolador.

RS232_Inicializa

bsf RS232_Salida ; Al principio salida en alto para resposo.

bsf STATUS,RP0

bsf RS232_Entrada ; Esta línea se configura como entrada.

bcf RS232_Salida ; Esta línea se configura como salida.

bcf STATUS,RP0

return

; Subrutina "RS232_LeeDato" -------------------------------------------------------------

;

; El microcontrolador lee el dato por la línea de entrada comenzando por el bit de menor

; peso. El dato leído se envía finalmente en el registro de trabajo W.

;

; El ordenador parte siempre de un nivel alto, que es el estado que tiene cuando no

; envía información. La secuencia utilizada es:

; 1º Espera que se ejecute el pulso negativo del bit Start o flanco de bajada.

; 2º Deja pasar un tiempo una y media veces mayor que el periodo de transmisión para

; saltarse el bit de Start y lee el primer bit en su mitad.

; 3º Lee el resto de los bits de datos, esperando un tiempo igual a la duración del

; período entre lectura y lectura para testearlos en mitad del bit.

;

; Salida: En el registro de trabajo W el byte leído.

RS232_LeeDato

movlw d'8' ; Número de bits a recibir.

movwf RS232_ContadorBits

RS232_EsperaBitStart btfsc RS232_Entrada ; Lee la entrada y espera a que sea "0".

goto RS232_EsperaBitStart ; No, pues espera el nivel bajo.

call Retardo_100micros ; El primer bit debe leerlo un tiempo igual a una

call Retardo_50micros ; vez y media el periodo de transmisión.

RS232_LeeBit

bcf STATUS,C ; Ahora lee el pin. En principio supone que es 0.

btfsc RS232_Entrada ; ¿Realmente es cero?

bsf STATUS,C ; No, pues cambia a "1".

rrf RS232_Dato,F ; Introduce el bit en el registro de lectura.

call Retardo_100micros ; Los siguientes bits los lee un periodo más tarde.

decfsz RS232_ContadorBits,F ; Comprueba que es el último bit.

goto RS232_LeeBit ; Si no es el último bit pasa a leer el siguiente.

call Retardo_200micros ; Espera un tiempo igual al los 2 bits de Stop.

movf RS232_Dato,W ; El resultado en el registro W.

return

; Subrutinas "RS232_EnviaDato" y "RS232_EnviaNúmero" -------------------------------------

; El microcontrolador envía un dato por la línea de salida comenzando por el bit de menor

; peso. En dato enviado será el que le llegue a través del registro de trabajo W.

; 1º. Envía un "0" durante un tiempo igual al periodo de la velocidad de transmisión.

; Este es el bit de "Start".

; 2º. Envía el bit correspondiente:

Anexos



; - Si va a enviar un "0" permanece en bajo durante el periodo correspondiente.

; - Si va a escribir un "1" permanece en alto durante el periodo correspondiente.

; Envía dos bits "1" durante un tiempo igual al período de la velocidad de

; Transmisión cada uno. Estos son los dos bits de Stop.

; Entrada: En (W) el dato a enviar.

RS232_EnviaNumero ; Envía el código ASCII de un número.

addlw '0' ; Lo pasa a código ASCII sumándole el ASCII

del 0.

RS232_EnviaDato

movwf RS232_Dato ; Guarda el contenido del byte a transmitir.

movlw d'8' ; Este es el número de bits a transmitir.

movwf RS232_ContadorBits

bcf RS232_Salida ; Bit de Start.


RS232_EnviaBit ; Comienza a enviar datos.

rrf RS232_Dato,F ; Lleva el bit que se quiere enviar al Carry para

btfss STATUS,C ; deducir su valor. ¿Es un "1" el bit a transmitir?

goto RS232_EnviaCero ; No, pues envía un "0".

RS232_EnviaUno

bsf RS232_Salida ; Transmite un "1".

goto RS232_FinEnviaBit

RS232_EnviaCero

bcf RS232_Salida ; Transmite un "0".

RS232_FinEnviaBit

call Retardo_100micros ; Este es el tiempo que estará en alto o bajo.

decfsz RS232_ContadorBits,F ; Comprueba que es el último bit.

goto RS232_EnviaBit ; Como no es el último bit repite la operación.

bsf RS232_Salida ; Envía dos bits de Stop.


return

Órtesis activa para la rehabilitaciÓn de lesiÓn medular de...

Documents