2009TESISDOCTORAL-RafaelRTorrealbaA

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UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR
DECANATO DE ESTUDIOS DE POSTGRADO
COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA Y CIVIL
DOCTORADO EN INGENIERÍA
TESIS DOCTORAL
PRÓTESIS INTELIGENTE DE RODILLA
PARA PACIENTES CON AMPUTACIÓN TRANSFEMORAL
por
Rafael Ricardo Torrealba Algarra
Octubre, 2009
UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR
DECANATO DE ESTUDIOS DE POSTGRADO
COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA Y CIVIL
DOCTORADO EN INGENIERÍA
PRÓTESIS INTELIGENTE DE RODILLA
PARA PACIENTES CON AMPUTACIÓN TRANSFEMORAL
Tesis Doctoral presentada a la Universidad Simón Boĺıvar por
Rafael Ricardo Torrealba Algarra
Como requisito parcial para optar al grado académico de
DOCTOR EN INGENIERÍA
Con la asesoŕıa del
Prof. Dr. Gerardo Fernández López
Octubre, 2009
 
iii
A Claudia
A todas las personas con discapacidad
iv
Agradecimientos
Antes que a nadie, debo agradecer por encima de todo a Dios, por darme sus
fuerzas materializadas a través de mi voluntad para llevar adelante esta tesis.
Quiero expresar mi más profundo agradecimiento a mi esposa Claudia, a quien
dedico este trabajo; ella me ha acompañado a todo lo largo de estos años, ayudándome
a crear la posibilidad para realizar estos estudios, a través de las dificultades que hemos
enfrentado algunas veces y las alegŕıas que hemos disfrutado algunas otras. Gracias por
los ratos que compartimos juntos, por estar alĺı todos los d́ıas, por llenarme la vida de
momentos; gracias por ser distinta a mı́ y permitirme experimentar la vida a tu lado.
¡Gracias!.
De igual forma, quiero expresar un enorme agradecimiento a mi tutor, Prof. Gerar-
do Fernández; después de mi esposa, si alguien me ha apoyado para cursar este doctorado
y realizar la presente tesis, ése es Gerardo. Gracias por darme la mano siempre, y sobre
todo cuando más lo necesitaba, ayudándome a crear las condiciones económicas adecua-
das para proseguir mis estudios. Gracias por los trabajos dirigidos, reuniones, encuentros
y conversaciones que hemos compartido durante estos años, donde hemos podido inter-
cambiar ideas y aprender uno del otro; de verdad que ha sido un placer ser tu estudiante
y amigo, y espero que podamos seguir compartiendo de aqúı en adelante.
Quiero agradecer ampliamente al Prof. Juan Carlos Grieco, también miembro de mi
comité doctoral, por su disposición para atenderme y hacer planteamientos en la búsqueda
de solución a los diferentes problemas que abordamos en esta tesis. No sé si por lo dif́ıcil
que resultaba cuadrar a veces las reuniones formales, terminamos en más de una ocasión
tomándonos un café en el Amper; agradezco esos ratos que me sirvieron muchas veces para
salirme del problema con el que me estaba dando golpes, y sentir el apoyo de los amigos
mientras ventilábamos nuevas ideas. ¡Gracias por enseñarme esa manera de tomarse las
cosas!.
Voy con los agradecimientos a los amigos del Grupo de Mecatrónica... ¡MIS PA-
NAS!. Debo comenzar por el Prof. José Cappelletto, con quien tuve el gusto de compartir
desde que cursamos juntos ‘Fundamentos de Robótica’, y después trabajando en el pro-
yecto de la rodilla, para el cual ha sido un colaborador invaluable; por cierto, la idea
planteada en esta tesis sobre el uso de CPGs en el campo protésico, se me ocurrió a partir
de los trabajos adelantados por él en su tesis de maestŕıa. Confieso que he aprendido mu-
cho de las conversaciones que hemos sostenido, además de que él siempre está dispuesto a
enseñar y a ayudar en lo que pueda; como ejemplo, esta tesis está escrita en LATEXporque
yo queŕıa aprender a usarlo, hablé con él y listo... ¡Gracias Cappe!.
v
Igualmente quiero agradecer al Prof. Leonardo Fermı́n, con quien pasamos más
de una tarde proponiendo modelos de control, analizando las ecuaciones del problema, y
sobre todo haciendo pruebas; también sus ideas fueron de gran ayuda en el desarrollo de
este trabajo, y particularmente aprend́ı con él no sólo sobre diferentes herramientas para
hacer control, sino además, cómo utilizarlas eficientemente. Una cosa más, debo reconocer
que aśı fuera el peor de los d́ıas en cuanto a resultados obtenidos de las pruebas, nunca
la pasamos mal... De verdad, gracias a ambos por el humor; de lo contrario, hubiera sido
insoportablemente tedioso. Creo que hemos aplicado fielmente el lema del grupo: “Más
que trabajar, nos divertimos” ...¡Continuemos aśı!.
Deseo expresar mis más sinceras gracias al Ing. Michele Flammia, por asumir la
responsabilidad de ser el coordinador del proyecto LOCTI con el que se ha financiado este
trabajo, a través del Parque Tecnológico Sartenejas (PTS). Igualmente, quiero agradecer
a todo el personal del PTS, por manejar los recursos dispuestos por las empresas apor-
tantes al proyecto, aśı como por publicitar el mismo en diferentes medios de comunicación
nacionales. ¡Gracias por todo el apoyo!.
Con relación al prototipo mecánico desarrollado, quiero hacer especial mención
al Sr. Julián Rodŕıguez, del Laboratorio de Prototipos de la universidad, por su enorme
colaboración en la fabricación y ensamblaje del mismo; en honor a la verdad, lo cons-
truimos entre los dos, y sin eso la presente tesis no hubiera sido posible. ¡Muchas gracias
Julián!. Asimismo, quiero agradecerle al Prof. Renzo Boccardo, por abrirme las puertas
del laboratorio para realizar estos trabajos. ¡Gracias Renzo!.
Igual reconocimiento debo darle al Sr. Fernando Carvalho, y al resto del equipo
de trabajo de su empresa: Erick, Monzón, Miguel, Arelys, Elena, Laura, y todos los que
alĺı trabajan; sinceramente su aporte en la asesoŕıa, fabricación y laminación del chasis es
invaluable, y no exagero cuando digo que de no haber contado con ellos, la fabricación del
chasis se hubiera visto muy comprometida; de verdad, ¡mil gracias a todos!.
Debo hacer también especial mención al Sr. Fernando Luzardo, quien se ofreció vo-
luntariamente como paciente para probar la prótesis, y en definitiva fue el único paciente
con amputación transfemoral con el que pudimos realizar pruebas. Quiero hacer aqúı un
reconocimiento público a la entrega del Sr. Fernando, quien dejó sus actividades laborales
durante unas cuantas tardes, para venir a la universidad a probar una prótesis de rodilla
en desarrollo, ubicada además en un tercer piso de un laboratorio donde no hay ascensor,
y mucho menos escaleras mecánicas. ¡Fernando, en nombre mı́o y de todo el equipo de
trabajo, nuestro más profundo agradecimiento por tu ayuda y disposición!.
Para culminar, quiero decir que si bien esta tesis es producto de mi trabajo, ésta
ha sido posible también gracias al trabajo de muchas otras personas que de una u otra
forma se han visto involucradas en el proyecto, y que quizás no estoy nombrando aqúı por
razones de espacio. Asimismo, no quiero cerrar estas ĺıneas sin dejar claro que estos han
sido los años más intensos de mi vida, pero la verdad es que no me puedo quejar, porque
bien han valido la pena... ¡Gracias a todos por compartir conmigo esta experiencia!.
vi
UNIVERSIDAD SIMÓN BOLÍVAR
DECANATO DE ESTUDIOS DE POSTGRADO
COORDINACIÓN DE INGENIERÍA MECÁNICA Y CIVIL
DOCTORADO EN INGENIERÍA
PRÓTESIS INTELIGENTE DE RODILLA
PARA PACIENTES CON AMPUTACIÓN TRANSFEMORAL
Por: Torrealba Algarra, Rafael Ricardo
Carnet No: 0383304
Tutor: Prof. Dr. Gerardo Fernández López
06 Octubre 2009
RESUMEN
En la década de los 70s, se comienza a aplicar la electrónica al control de prótesis de rodilla,
y dos décadas más tarde, en los 90s, se tienen las primeras prótesis inteligentes comercia-
les. Estas prótesis son dispositivos mecatrónicos que integran un componente estructural,
que consiste en la articulación de rodilla propiamente, y un componente de control, que
consiste en la electrónica asociada a efectos de regular el desempeño de la prótesis. Las
prótesis inteligentes de rodilla actuales están hechas de titanio, fibra de carbono y algunas
aleaciones especiales de aluminio; utilizan tecnoloǵıa hidráulica o magneto-reológicaen sus
actuadores; y aplican control de estados finitos, diferenciándose entre śı, por los eventos y
fases identificadas durante el ciclo de marcha, aśı como por el algoritmo de control imple-
mentado en función de la instrumentación. Estas prótesis permiten al paciente lograr una
marcha bastante aceptable, desde el punto de vista biomecánico; no obstante, aún quedan
muchos aspectos por trabajar, del problema de reproducir el comportamiento de una arti-
culación de rodilla natural, con un dispositivo protésico de rodilla. La presente tesis es una
contribución en la búsqueda de solución a dicho problema, y en tal sentido, presenta apor-
tes en diferentes aspectos con relación al estado del arte actual, a saber: prótesis de rodilla
con diseño bio-inspirado –integración de aspecto cosmético a componente estructural–;
uso de materiales poliméricos en la estructura de la prótesis –disponibles en el páıs–; in-
troducción de sensores de aceleración en articulaciones de rodilla y tobillo; planteamiento
de una arquitectura de control basada en la generación de una trayectoria de referencia a
partir de un generador de patrón central; e implementación de una estrategia de control
adaptativo sobre el ángulo de rodilla.
Palabras claves: Prótesis inteligentes, instrumentación con acelerómetros, caracteriza-
ción de marcha, CPG (Central Pattern Generator), control adaptativo autosintonizable.
vii
ÍNDICE GENERAL
APROBACIÓN DEL JURADO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ii
DEDICATORIA. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . iii
AGRADECIMIENTOS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . iv
RESUMEN . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . vi
ÍNDICE GENERAL. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . vii
ÍNDICE DE TABLAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ix
ÍNDICE DE FIGURAS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . x
INTRODUCCIÓN . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1
I ESTADO DEL ARTE DE LAS PRÓTESIS
INTELIGENTES DE RODILLA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10
1.1 Descripción de las caracteŕısticas de diseño . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
1.2 Diferentes aproximaciones al problema de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12
1.2.1 Estudios sobre b́ıpedo-locomoción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
1.2.2 Utilización de señales mioeléctricas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
1.2.3 Estrategia de control por estados finitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
1.3 Descripción de principales modelos comerciales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
1.3.1 Adaptive2R© de Endolite . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
1.3.2 C-LegR© de Otto Bock . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
1.3.3 Rheo-KneeR© de Össur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
1.3.4 Power-KneeR© de Össur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
1.4 Resumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
II DESARROLLO DEL PROTOTIPO
MECÁNICO DE LA PRÓTESIS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
2.1 Metodoloǵıa de diseño . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
2.1.1 Especificaciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
2.1.2 Diseño asistido por computador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
2.1.3 Análisis preliminar de esfuerzos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33
2.2 Resumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53
viii
III DESARROLLO DE LA INSTRUMENTACIÓN
DE LA PRÓTESIS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55
3.1 Instrumentación de una pierna sana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56
3.1.1 Caracterización del ciclo de marcha con acelerómetros . . . . . . . . . . . 56
3.1.2 Evaluación experimental de la caracterización del ciclo de marcha . 62
3.2 Instrumentación de la prótesis de rodilla . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70
3.2.1 Instrumentación con diferentes tipos de sensores . . . . . . . . . . . . . . . . 70
3.2.2 Estimación del consumo de enerǵıa de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . 78
3.2.3 Desarrollo de tarjeta de adquisición y control dedicada . . . . . . . . . . 83
3.3 Resumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84
IV DESARROLLO DEL CONTROL
DE LA PRÓTESIS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86
4.1 Modelado y simulación de una pierna humana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87
4.1.1 Modelo matemático de pierna con dos articulaciones . . . . . . . . . . . . 87
4.1.2 Simulación del modelo matemático a lazo abierto . . . . . . . . . . . . . . . 93
4.1.3 Simulación del modelo matemático a lazo cerrado . . . . . . . . . . . . . . . 102
4.2 Implementación del control de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109
4.2.1 Algoritmo de detección de eventos del ciclo de marcha . . . . . . . . . . . 110
4.2.2 Control con generación de referencia a partir de CPG . . . . . . . . . . . 117
4.2.3 Control adaptativo con ciclo de marcha no-caracterizado . . . . . . . . . 128
4.3 Resumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 137
V PRUEBAS EXPERIMENTALES
DE LA PRÓTESIS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 139
5.1 Control con generación de referencia a partir de CPG . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140
5.1.1 Pruebas de desempeño del CPG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140
5.1.2 Pruebas del controlador con ganancia programada . . . . . . . . . . . . . . 150
5.2 Control adaptativo con ciclo de marcha no-caracterizado . . . . . . . . . . . . . . . 153
5.2.1 Pruebas del controlador adaptativo autosintonizable . . . . . . . . . . . . . 158
5.2.2 Pruebas de autonomı́a de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 161
5.3 Resumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 163
VI APORTES Y CONCLUSIONES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 166
6.1 Aportes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 166
6.2 Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 170
VII TRABAJOS FUTUROS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 173
REFERENCIAS. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 177
APÉNDICE . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184
A.1 Proceso de fabricación de la prótesis . . . . . . . . . . . . .. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184
A.1.1 Fabricación del chasis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 184
A.1.2 Ensamblaje del prototipo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 185
A.1.3 Laminación del chasis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 186
ix
ÍNDICE DE TABLAS
2.1 Distribución de peso estimado del chasis entre sus componentes . . . . . . . . . . . 33
2.2 Propiedades mecánicas de los materiales utilizados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34
2.3 Eventos de la fase de apoyo del ciclo de marcha y sus respectivas cargas . . . . 35
3.1 Comparación del algoritmo de detección basado en acelerometŕıa con el sis-
tema de captura de movimiento del laboratorio de marcha para los eventos
de contacto de talón y despegue de punta (n = 6) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67
3.2 Comparación del algoritmo de detección basado en acelerometŕıa con el sis-
tema de captura de movimiento del laboratorio de marcha para los tiempos
de apoyo y balanceo (n = 6) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68
3.3 Media, desviación estándar y confiabilidad absoluta de los eventos detec-
tados por el algoritmo de detección basado en acelerometŕıa ADA (n =
18) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69
4.1 Parámetros de Denavit-Hartenverg asociados al modelo . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
4.2 Parámetros f́ısicos utilizados en el modelo matemático de la pierna . . . . . . . . 95
4.3 Resultados de balance energético en Prueba 1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96
4.4 Resultados de balance energético en Prueba 2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98
A.1 Distribución de peso real de la prótesis entre sus componentes . . . . . . . . . . . . 188
x
ÍNDICE DE FIGURAS
1.1 Modelos de prótesis de rodilla: (a) monocéntrico, (b) policéntrico . . . . . . . . . . 13
1.2 Modelo de prótesis Adaptive2R© de Endolite . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19
1.3 Modelo de prótesis C-LegR© de Otto Bock . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
1.4 Modelo de prótesis Rheo-KneeR© de Össur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
1.5 Modelo de prótesis Power-KneeR© de Össur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
2.1 Fluido magneto-reológico bajo diferentes niveles de campo magnético: (a)
sin campo magnético, (b) y (c) campo magnético de intensidad intermedia
creciente, (d) campo magnético de alta intensidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
2.2 Diseño CAD de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30
2.3 Corte longitudinal del mecanismo de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
2.4 Mecanismo de la prótesis en diferentes ángulos de flexión . . . . . . . . . . . . . . . . 31
2.5 Vista posterior de la prótesis con sus partes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32
2.6 Curva de flexo-extensión de una rodilla sana a lo largo del ciclo de marcha . 35
2.7 Mecanismo de la prótesis de rodilla monocéntrica con parámetros asociados 36
2.8 Modelo utilizado en el Análisis 1: (a) sólo volúmenes, (b) volúmenes ma-
llados con condiciones de borde de desplazamiento, (c) volúmenes mallados
con condiciones de borde de fuerza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37
2.9 Análisis de convergencia del Análisis 1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39
2.10 Estado general de esfuerzos del Análisis 1 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39
2.11 Estado de esfuerzos del chasis en el Análisis l [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40
2.12 Modelo utilizado en el Análisis 2: (a) sólo volúmenes, (b) volúmenes ma-
llados con condiciones de borde de desplazamiento, (c) volúmenes mallados
con condiciones de borde de fuerza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
2.13 Análisis de convergencia del Análisis 2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42
2.14 Estado general de esfuerzos del Análisis 2 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43
2.15 Estado de la tuerca con esfuerzo global máximo en el Análisis 2 [MPa] . . . . . 43
2.16 Estado de esfuerzos del chasis en el Análisis 2 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 44
2.17 Modelo utilizado en el Análisis 3: (a) sólo volúmenes, (b) volúmenes ma-
llados con condiciones de borde de desplazamiento, (c) volúmenes mallados
con condiciones de borde de fuerza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
2.18 Análisis de convergencia del Análisis 3 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46
2.19 Estado general de esfuerzos del Análisis 3 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47
2.20 Estado de esfuerzos de la articulación de rodilla en el Análisis 3 [MPa] . . . . . 48
2.21 Modelo utilizado en el Análisis 4: (a) sólo volúmenes, (b) volúmenes ma-
llados con condiciones de borde de desplazamiento, (c) volúmenes mallados
con condiciones de borde de fuerza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49
xi
2.22 Análisis de convergencia del Análisis 4 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50
2.23 Estado general de esfuerzos del Análisis 4 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
2.24 Estado de esfuerzos del eje con esfuerzo global máximo en el Análisis 4 [MPa] 51
2.25 Estado de esfuerzos del chasis en el Análisis 4 [MPa] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52
2.26 Estado de esfuerzos de la articulación de rodilla en el Análisis 4 [MPa] . . . . . 52
3.1 Ubicación de la instrumentación sobre la pierna sana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57
3.2 Ángulo de rodilla y aceleraciones en la articulación de tobillo . . . . . . . . . . . . . 58
3.3 Identificación del contacto de talón e inicio de ciclo de marcha . . . . . . . . . . . . 59
3.4 Ciclo de marcha humana dividido en sub-fases . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60
3.5 Eventos identificados por ciclo de marcha . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61
3.6 Identificación del despegue de punta e inicio de fase de balanceo . . . . . . . . . . 61
3.7 Detalle de la instrumentación portada por el sujeto de pruebas . . . . . . . . . . . 65
3.8 Señales de platos de fuerza, acelerómetros y ángulo de rodilla . . . . . . . . . . . . . 66
3.9 Gráfica de los sistemas ADA vs. SCM para los tres eventos . . . . . . . . . . . . . . . 67
3.10 Sujeto de pruebas con arnés de seguridad sobre la máquina caminadora . . . . 71
3.11 Configuración de la cuenca desarrollada para una persona no-amputada . . . . 72
3.12 Prótesis de rodilla instrumentada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73
3.13 Persona no-amputada usando la prótesis sobre la máquina caminadora . . . . . 74
3.14 Aceleración en el tobillo de la prótesis sin alimentación del actuador . . . . . . . 75
3.15 Aceleración en el tobillo de la prótesis con alimentación del actuador . . . . . . 75
3.16 Señales de las galgas de la prótesis con alimentación del actuador . . . . . . . . . 76
3.17 Ángulo de rodilla de la prótesis con alimentación del actuador . . . . . . . . . . . . 76
3.18 Torque y ángulo de rodilla t́ıpicos de una prótesis comercial . . . . . . . . . . . . . . 79
3.19 Curvas caracteŕısticas del actuador de la prótesis a compresión . . . . . . . . . . . 79
3.20 Fuerza axial y velocidad lineal del actuador de la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . 80
3.21 Linealización de las curvas del actuadoren el rango de operación . . . . . . . . . . 81
3.22 Curva de corriente del actuador a lo largo de un ciclo de marcha promedio . 82
3.23 Tarjeta de adquisición y control dedicada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84
4.1 Modelo de pierna con dos articulaciones en el plano sagital . . . . . . . . . . . . . . . 88
4.2 Fuerzas de contacto del pie con el suelo a lo largo de la fase de apoyo . . . . . . 91
4.3 Torque en la rodilla debido a las fuerzas de contacto del pie . . . . . . . . . . . . . . 93
4.4 Modelo matemático a lazo abierto cargado en SIMULINK . . . . . . . . . . . . . . . . 94
4.5 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96
4.6 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 2 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
4.7 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 3 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99
4.8 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 4 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100
4.9 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 5 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101
4.10 Posición angular de ambas articulaciones en Prueba 6 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102
4.11 Modelo matemático a lazo cerrado cargado en SIMULINK . . . . . . . . . . . . . . . 103
4.12 Respuesta del modelo a lazo cerrado con controladores P y PD (Kp = 0,1) . 104
4.13 Respuesta del modelo a lazo cerrado con controlador PI (Kp = 0,1) . . . . . . . 105
4.14 Respuesta del modelo a lazo cerrado con controlador PID . . . . . . . . . . . . . . . . 106
4.15 Respuesta del modelo a lazo cerrado para cinco ciclos de marcha sucesivos . 107
xii
4.16 Onda base de un ciclo de marcha de la aceleración en el tobillo . . . . . . . . . . . 111
4.17 Corrimiento del mı́nimo de la correlación en el tiempo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112
4.18 Superficie 3D generada a partir de la correlación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
4.19 Vista superior de la superficie generada a partir de la correlación . . . . . . . . . . 114
4.20 Aceleraciones y eventos detectados por algoritmo basado en estad́ıstica . . . . 115
4.21 Caracterización del ciclo de marcha a partir de las señales capturadas . . . . . . 117
4.22 Esquema de control con generación de ángulo de referencia a partir de CPG 123
4.23 Interfaz dinámica con perfil de amortiguación por ciclo de marcha . . . . . . . . . 125
4.24 Esquema de control con enfoque de ganancia programada . . . . . . . . . . . . . . . . 126
4.25 Caracteŕısticas del controlador adaptativo propuesto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129
4.26 Esquema de control con ciclo de marcha no-caracterizado . . . . . . . . . . . . . . . . 131
4.27 Esquema del controlador de la fase de balanceo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132
4.28 Efecto de la no-linealidad del mecanismo sobre la acción de control . . . . . . . . 136
5.1 Instrumentación utilizada por la persona con dos piernas sanas durante las
pruebas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 141
5.2 Resultados de las pruebas con un sujeto con ambas piernas sanas caminando
a 2kph . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 143
5.3 Resultados de las pruebas variando la velocidad de 2 a 3kph con un sujeto
con ambas piernas sanas usando la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 145
5.4 Resultados de las pruebas variando la velocidad de 3 a 2kph con un sujeto
con ambas piernas sanas usando la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 146
5.5 Paciente amputado de la pierna derecha con la prótesis adaptada a la lon-
gitud de su pierna sana . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 147
5.6 Paciente amputado de la pierna derecha caminando con la prótesis durante
las pruebas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 148
5.7 Resultados de las pruebas con un paciente amputado transfemoral usando
la prótesis a 2,5kph . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 149
5.8 Resultados de la pruebas aplicando control sobre la prótesis a 2kph con un
sujeto con ambas piernas sanas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 151
5.9 Aceleraciones y eventos detectados por medio del algoritmo basado en es-
tad́ıstica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 154
5.10 Resultados de las pruebas con flexión de la rodilla en apoyo y sin acción de
control compensada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 155
5.11 Resultados de las pruebas con flexión de la rodilla en apoyo y compensación
en la acción de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 156
5.12 Ángulo y velocidad de la rodilla sin flexión en apoyo ni compensación en la
acción de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 157
5.13 Resultados de las pruebas variando la velocidad de 2 a 2,5kph con un sujeto
con ambas piernas sanas usando la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 158
5.14 Resultados de las pruebas variando la velocidad de 2,5 a 2kph con un sujeto
con ambas piernas sanas usando la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 159
5.15 Resultados de las pruebas de consumo de enerǵıa a 2kph con un sujeto con
ambas piernas sanas usando la prótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162
xiii
A.1 Moldes de la superficie externa del chasis: (a) poliuretano, (b) yeso . . . . . . . . 185
A.2 Mecanismo de la prótesis ensamblado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 186
A.3 Prototipo de la prótesis sin laminar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 187
A.4 Laminación del chasis de la prótesis en fibra de vidrio: (a) cubierta de
fibra de vidrio, (b) introducción de resina ĺıquida, (c) laminación con resina
ĺıquida, (d) succión con máquina de vaćıo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 188
A.5 Prototipo mecánico de la prótesis fabricada . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 189
1
INTRODUCCIÓN
Caminar es sinónimo de libertad para el ser humano. Esta función le brinda la
posibilidad de desplazarse de un lado a otro a voluntad, valiéndose del sistema locomotor
del cual es dotado por naturaleza. En este sentido, el ser humano se caracteriza por la lo-
comoción b́ıpeda, para la cual está provisto de dos extremidades inferiores. Normalmente,
las funciones motrices relacionadas con la marcha son desarrolladas por el sistema nervioso
desde muy temprana edad, y son tan bien aprendidas, que desde entonces, éstas son eje-
cutadas de manera prácticamente inconsciente; no obstante, en términos reales, la marcha
humana resulta una actividad sumamente compleja. Tanto es aśı, que esta complejidad
explica por qué hasta el presente, incluso con los avances tecnológicos disponibles en la
actualidad, no ha sido posible sustituir un miembro amputado en el cuerpo humano, con
un dispositivo artificial que se desempeñe de la misma forma.
Para poder caminar, aparte de un sistema nervioso que coordine y supervise las ac-
ciones, es indispensable contar con un sistema músculo-esquelético que las ejecute, en este
caso, un par de piernas. Para algunos individuos, su existencia se ve limitada a este nivel;
es el caso de pacientes con amputación, que por algún problema congénito o traumatismo
sufrido a lo largo de sus vidas, carecen de un par de extremidadesinferiores. Este problema
data quizás desde los tiempos en los que el hombre apareció sobre la Tierra, dado que se
refiere a la condición de falta de una extremidad inferior, que en principio, está concebida
para dotarlo de marcha; sin embargo, vale la pena acotar tres causas, que han aumen-
tado significativamente el número de personas con amputación de miembro inferior en el
último siglo. La primera causa se refiere a las guerras en general, pero en particular a la
Primera y Segunda Guerra Mundial [1], y entre otras más recientes, a las guerras en el
Medio Oriente [2],[3] y Bosnia-Herzegovina [4]. A las primeras, debido a la magnitud de
2
personas involucradas en batalla y al uso de armas de fuego modernas, y a las últimas,
dado el alto número de minas anti-personas colocadas en los diferentes territorios donde se
han librado estas guerras. La segunda causa tiene que ver con el desarrollo del automóvil
desde principios del siglo pasado, y los accidentes de tránsito que se suceden desde en-
tonces [5], cada vez con mayor frecuencia. Las mayores velocidades desarrolladas por los
carros en comparación con medios de transporte anteriores, además de la irresponsabilidad
de personas que manejan sin estar en plenitud de facultades para ello, contribuyen a la
ocurrencia de accidentes de tránsito, normalmente con daños a personas, y sobre todo, en
miembros inferiores. Finalmente, la tercera causa de amputación hoy en d́ıa se refiere a
las enfermedades vasculares, especialmente a partir de la diabetes. Esta última causa es la
principal razón de amputación en la mayoŕıa de los páıses actualmente, y las estad́ısticas
indican que ha estado en constante crecimiento durante los últimos años [6],[7].
Ahora bien, en aras de tener una idea clara de lo que significa una amputación
de miembro inferior, es importante definir que ésta puede ser de dos tipos: transtibial
(por debajo de rodilla o B/K, por sus siglas en inglés) o transfemoral (por arriba de
rodilla o A/K, también por sus siglas en inglés). El tratamiento de la primera con miras a
recuperar una marcha natural es más sencillo que con la segunda, dado que en la primera
se conserva la articulación de rodilla, cuyo desempeño en el desarrollo de una marcha
natural es de primeŕısima importancia; en el caso de una amputación transfemoral, el
paciente ha perdido la rodilla, y sólo cuenta con un miembro remanente articulado en su
cadera, para controlar cualquiera sea el dispositivo protésico del que disponga, de cara
a enfrentar nuevamente la tarea de caminar. La carencia de la articulación de rodilla
representa una seria discapacidad para el paciente con amputación transfemoral, a efectos
de desarrollar una marcha biomecánicamente adecuada. La búsqueda de una tecnoloǵıa
protésica que permita devolverle a este paciente la posibilidad de caminar, ha dado lugar
a grandes avances, que si bien no han logrado copiar el desempeño de una pierna sana,
permiten desarrollar una marcha bastante aceptable. Estos avances se fundamentan en la
investigación cient́ıfica que ha estudiado el problema, para lo cual, dada la complejidad
del mismo, ha sido necesaria su partición en diversos aspectos, que asimismo han sido
3
abordados desde diferentes disciplinas del quehacer cient́ıfico. En particular, se identifican
tres ĺıneas de investigación orientadas al desarrollo de prótesis de rodilla, a saber: la ĺınea
de diseño de prótesis, la ĺınea de evaluación de desempeño, y la ĺınea de estrategias de
control. La identificación de estas ĺıneas es producto de una revisión del estado del arte
sobre el tema, llevada a cabo como actividad preliminar a la elaboración de este trabajo
[8], y en efecto, la presente tesis realiza contribuciones a cada una de éstas, las cuales son
presentadas en los siguientes caṕıtulos.
Antecedentes
Las prótesis de rodilla han estado en uso al menos desde los tiempos del Imperio
Romano; sin embargo, no es sino hasta principios del siglo pasado, que se comienzan
a aplicar conceptos de ingenieŕıa en el desarrollo de estos dispositivos [9]. Una prótesis
completa para un paciente con amputación transfemoral consta de las siguientes partes:
una cuenca, una prótesis modular de rodilla, una prótesis modular de tobillo-pie, y un
elemento de conexión entre estas últimas; no obstante, el componente en el que se han
invertido los mayores esfuerzos es la prótesis de rodilla. La rodilla cumple un rol estelar
a todo lo largo del ciclo de marcha, y esto se debe básicamente a que la rodilla es la
articulación que marca la diferencia entre una pierna ŕıgida, con un sólo segmento desde
la cadera hasta el tobillo, y una pierna conformada por dos segmentos articulados entre
śı por medio de ésta. De la configuración compuesta por el muslo y la pantorrilla se deriva
lo que se entiende como marcha natural, que al margen de las funciones de amortiguación
e impulso que cumple el pie, es el modo más eficiente del cuerpo humano para desplazarse
de un lugar a otro.
A continuación se describe la evolución de las prótesis de rodilla hasta llegar a las
llamadas prótesis inteligentes, pero no sin antes mencionar, que en cuanto a cuencas y
prótesis de tobillo-pie, también se han hecho importantes desarrollos. En particular, la
cuenca es de especial relevancia, siendo ésta el elemento de unión entre el miembro ampu-
tado y el resto de la prótesis; si la cuenca no garantiza comodidad y seguridad suficiente
4
en la interfaz de unión con la prótesis, el paciente no usará la prótesis, independientemente
de los demás componentes utilizados por la misma. En este sentido, se han hecho estu-
dios utilizando el método de elementos finitos como herramienta en el desarrollo de estos
componentes [10],[11], y se cuenta hoy en d́ıa con programas de computación para tal fin
[9],[12]. Con relación a las prótesis de tobillo-pie, se dispone actualmente de una buena
variedad de estos componentes, ofrecida por diferentes fabricantes que hacen uso de mate-
riales de vanguardia desarrollados a partir de compuestos elastoméricos y fibra de carbono
[13],[14]. La mayoŕıa de estos componentes son pasivos, y aparte de la expectativa sobre el
desarrollo de una no muy lejana tecnoloǵıa, basada en músculos artificiales para convertir
estas prótesis en activas [15],[16], no exist́ıa ninguna que realmente lo fuera hasta hace
poco. Recientemente, un equipo del Instituto de Tecnoloǵıa de Massachusetts (MIT, por
sus siglas en inglés) presentó una prótesis de tobillo-pie con un motor eléctrico y múltiples
resortes a modo de tendondes, que la hacen realmente activa [17]. Esta prótesis promete
reproducir de manera más cercana el comportamiento natural de amortiguación e impulso
de un pie sano, reduciendo la fatiga, y en consecuencia, permitiendo a los usuarios una
marcha más eficiente.
Retomando el tema de las prótesis de rodilla, los primeros diseños que introducen
caracteŕısticas dignas de ser reivindicadas frente a la pata de palo, o simple bisagra que
soĺıa utilizarse como sustituta de la rodilla natural, fueron los de fricción constante y freno
por fricción. Prótesis como la 3R22R© y la 3R15R© de la casa Otto Bock, son producto de
la investigación cient́ıfica llevada a cabo en Europa luego de fines de la Primera Guerra
Mundial [9],[18]; sin embargo, estas rodillas, aunque evolucionadas respecto a lo que se
teńıa hasta antes de la guerra, presentan serios problemas para ofrecer al paciente la
posibilidad de caminar a diferentes velocidades de marcha y sobre terrenos desnivelados.
Para la década de los 50s, Hans Mauch introduce el concepto de prótesis controladas
por fluido, que posteriormente reciben soporte tanto desde el punto de vista técnico como
cĺınico [19]–[21]. La introducción de fluido en los actuadores utilizados en prótesis de rodilla
abrió nuevos horizontes en cuanto al desempeño alcanzablecon este tipo de dispositivos;
en particular, con las prótesis hidráulicas se pueden lograr altos torques resistivos para
5
brindar al usuario la seguridad y estabilidad requerida durante la fase de apoyo, al mismo
tiempo que, debido a la propiedad intŕınseca de fluidez del ĺıquido contenido en el actuador,
la rodilla se flexiona durante el balanceo y vuelve a extensión antes del apoyo, de una
manera más natural, semejante a una rodilla sana, para un mayor número de cadencias.
Por último, ya para la década de los 70s, dados los avances de la electrónica, se comienza
a experimentar con miras a las llamadas prótesis inteligentes [22]–[24], aunque no fue
sino después de poco más de dos décadas de investigación y desarrollo, en los 90s, que
estos dispositivos comienzan a ser comercializados. Adicionalmente, cabe señalar que con
el advenimiento de la electrónica al campo protésico, la investigación cient́ıfica comenzó a
crecer en dos direcciones bien definidas: por un lado, desde el punto de vista práctico, se
comienzan a realizar estudios con análisis de marcha para evaluar el desempeño de cada
una de las prótesis, y por el otro, se inician los trabajos sobre las posibles estrategias de
control a utilizar con este tipo de dispositivos.
De las prótesis inteligentes existen varios diseños comerciales que se diferencian
entre śı, por aspectos tan elementales como peso y forma, u otros más técnicos, como
materiales, tecnoloǵıa del actuador, y algoritmo de control, entre otros [25]–[31]. También
existen puntos de encuentro entre estos diseños, por ejemplo, todos utilizan materiales de
alta tecnoloǵıa, tales como titanio, fibra de carbono y aleaciones especiales de aluminio,
en lo que respecta a la composición del chasis de la prótesis; en cuanto al acabado, todas
requieren de una funda cosmética que cubre su estructura para proveerlas de un aspecto
natural; y con relación a la instrumentación, todas emplean un sensor para medir el ángulo
de flexo-extensión de la rodilla y la velocidad angular de la articulación, y utilizan galgas
extensiométricas para estimar fuerzas a partir de las deformaciones que se producen en
el módulo de rodilla, o en el tubo conector entre éste y el pie protésico. Por último, otra
caracteŕıstica común en este tipo de prótesis es la arquitectura de control por estados
finitos. Esta arquitectura plantea un esquema de control discreto, en el cual se busca
identificar el estado actual y la intención del usuario a lo largo del ciclo de marcha, para
seguidamente enviar una orden al actuador, que da una respuesta en consecuencia [32].
6
Planteamiento
En general, las prótesis inteligentes de rodilla disponibles en la actualidad, son
capaces de dotar al paciente con amputación transfemoral, de una marcha bastante acep-
table; no obstante, seguramente las prótesis existentes no son las únicas posibles. Por otra
parte, cabe señalar que estas prótesis son fabricadas básicamente por tres casas a nivel
mundial, ubicadas en páıses donde disponen de materiales de vanguardia y la más alta
tecnoloǵıa de manufactura; sin embargo, esta realidad redunda en un costo, que coloca a
estas prótesis fuera del alcance de la mayoŕıa de las personas que las requieren en páıses
en v́ıas de desarrollo como el nuestro. En este sentido, la presente tesis se plantea como
problema el desarrollo de una prótesis inteligente de rodilla en Venezuela, haciendo uso de
la tecnoloǵıa más avanzada al alcance en nuestro páıs. El enfoque que se empleó fue el de
diseñar y fabricar utilizando materiales, tecnoloǵıa y componentes que preferiblemente se
consiguieran en el páıs, pero que de no ser aśı, pudieran ser importados de proveedores en
el exterior.
Adicionalmente, tomando en consideración la configuración actual de las prótesis
inteligentes, se incorporan ciertas innovaciones en el diseño de este tipo de componentes.
Estas innovaciones constituyen desarrollos distintos a los encontrados hoy en d́ıa en estas
prótesis, por lo que representan avances importantes en la ingenieŕıa que hay detrás. Uno de
estos aspectos, se refiere a la posibilidad de desarrollar una estructura en la cual se integre
el aspecto cosmético de la prótesis al chasis. Por otra parte, se estudia la factibilidad de
utilizar otro tipo de sensores como parte de la instrumentación de la prótesis; en especial,
se hace uso de acelerómetros para caracterizar el ciclo de marcha. Finalmente, se plantea
la búsqueda de una arquitectura de control alternativa a la de estados finitos, con la
cual se pretende desarrollar un dispositivo que no solamente remplace a la articulación
de rodilla perdida, sino que además reproduzca la función de control humana de ésta.
Esta última propuesta, constituye una aproximación cibernética al problema de control
de la prótesis, la cual se basa en el estudio de sistemas bio-inspirados. La robótica ha
estado trabajando en los últimos años con conceptos como el de Generadores de Patrón
7
Central (CPGs, por sus siglas en inglés) [33]–[35], los cuales son estructuras encontradas en
la naturaleza, como redes neuronales biológicas que controlan la locomoción en animales
vertebrados e invertebrados [36]. Actualmente, este concepto se utiliza para la creación
de CPGs virtuales que generan modos de caminado en robots caminantes [37], incluyendo
humanoides [38], de manera que aplicando conceptos bio-inspirados como éste, es posible
generar, por ejemplo, la trayectoria a seguir por una articulación protésica de rodilla, en
los diferentes modos de caminado posibles.
En definitiva, el presente trabajo pretende no sólo desarrollar una prótesis inteli-
gente de rodilla en Venezuela, sino además innovar en algunos aspectos con relación al
estado del arte actual, como lo son: uso de materiales poliméricos en la estructura de la
prótesis –disponibles en el páıs–, prótesis de rodilla con diseño bio-inspirado –integración
de aspecto cosmético a componente estructural–, introducción de sensores de aceleración
como parte de la instrumentación de la prótesis, e implementación de una arquitectura de
control continuo basada en CPGs. Estos aportes son presentados de manera ordenada a
lo largo del libro, el cual está estructurado en siete caṕıtulos, en los que se cubre desde
la presentación del estado del arte actual de las prótesis inteligentes de rodilla, hasta los
trabajos futuros que quedan por realizar a partir de las conclusiones obtenidas.
Justificación
La Organización Mundial de la Salud estima que la demanda de prótesis en páıses
de bajos recursos ascenderá a 30 millones para el 2010, lo cual da una idea de la tre-
menda necesidad de componentes protésicos que existe en estos páıses [39]. La prótesis
aqúı desarrollada, si bien no resulta un componente de bajo costo debido a la tecnoloǵıa
involucrada, śı obedece a una iniciativa que proviene de un páıs en v́ıas de desarrollo como
el nuestro, lo cual en cierta medida apunta al desarrollo de componentes más económicos,
en comparación a los ofrecidos por las casas fabricantes del primer mundo.
Otra de las motivaciones para la realización de este trabajo, tiene que ver con el
8
hecho de que si bien las prótesis inteligentes actuales acercan su comportamiento al de
una rodilla natural, sigue habiendo una brecha entre un desempeño y otro, y mientras esta
última exista, se justifica seguir en la búsqueda de aproximaciones diferentes al problema,
con la esperanza de que algún d́ıa el desempeño protésico se equipare al natural. A propósi-
to de esto, se ha mostrado que existen aspectos donde se puede innovar, en procura de
introducir ventajas con relación a los diseños disponibles actualmente. De estos aspectos,
vale la pena destacar la posibilidad de implementar un control continuo basado en CPGs,
a diferencia de la estrategia de control por estados finitos utilizadapor las prótesis actua-
les; esta innovación daŕıa comienzo a la era cibernética de las prótesis [8], en la cual una
prótesis no solamente será la sustitución f́ısica de un miembro amputado, sino que además
será controlada por la misma función usada por el sistema nervioso, sin estar conectada a
éste.
Objetivos
Objetivo general
? Diseñar y fabricar una prótesis inteligente de rodilla en Venezuela.
En general se trata de un proyecto ambicioso, que contempla tanto el diseño mecáni-
co, como el desarrollo de la electrónica, relativos a lo que es una prótesis externa de rodilla.
En tal sentido, este proyecto involucra diferentes disciplinas, tales como diseño mecánico,
procesos de manufactura, electrónica de control, y robótica, entre otras. La idea es desa-
rrollar un dispositivo protésico que reproduzca una rodilla sana, con el fin de permitir
al paciente amputado a nivel transfemoral, volver a caminar de la manera más natural
posible, haciendo uso además, de la tecnoloǵıa más avanzada al alcance en nuestro páıs; en
particular, se introducen elementos novedosos, tanto en el componente estructural, como
en el control de la prótesis.
9
Objetivos espećıficos
? Estudiar los diferentes diseños de prótesis de rodilla, en particular los de prótesis
inteligentes.
? Estudiar las diferentes arquitecturas de control utilizadas por las prótesis inteligentes
de rodilla.
? Diseñar una prótesis de rodilla tomando en consideración la electrónica necesaria.
? Fabricar la prótesis de rodilla diseñada.
? Desarrollar los módulos de adquisición de las señales de instrumentación.
? Desarrollar la arquitectura de control a utilizar.
? Integrar la instrumentación y el control desarrollado a la prótesis de rodilla.
? Realizar pruebas con pacientes amputados a nivel transfemoral.
10
CAPÍTULO I
ESTADO DEL ARTE DE LAS PRÓTESIS
INTELIGENTES DE RODILLA
Hacia finales de los 70s, se comienzan a aplicar los avances de la electrónica al
control de las prótesis de rodilla [22]–[24]. Los trabajos realizados en el Massachussets
Institute of Technology (MIT, por sus siglas en inglés), Boston–USA, constituyen las
primeras aproximaciones al control de prótesis de rodilla, tanto pasivas como activas,
sin considerar todav́ıa la autonomı́a de las mismas. Estos trabajos fueron pioneros en
la carrera hacia las hoy llamadas prótesis inteligentes. Una década después, sin haber
terminado todav́ıa de desarrollar las prótesis pasivas con autonomı́a suficiente para su
uso comercial, se hacen también las primeras incursiones en la implementación de una
prótesis de rodilla activa con autonomı́a, aunque con resultados infructuosos [40]. No es
sino en los últimos quince años que las prótesis electrónicas se fabrican, y pasan a ser
comercializadas en el mercado a nivel mundial [41]. Una prótesis pasiva es aquella en la
que el actuador sólo disipa enerǵıa, mientras que en una activa, el actuador además de
disipar enerǵıa, es capaz de entregarla en la articulación. En la actualidad, la gran mayoŕıa
de las prótesis inteligentes son pasivas, con sólo un modelo comercial activo, disponible de
manera limitada [31]. En este caṕıtulo se presenta una revisión del estado del arte de estas
prótesis, en la que se describen sus caracteŕısticas de diseño, las diferentes aproximaciones
al problema de control, y los principales modelos comerciales disponibles actualmente.
11
1.1 Descripción de las caracteŕısticas de diseño
En general, las prótesis inteligentes de rodilla son dispositivos mecatrónicos com-
puestos por un chasis, donde se alojan el actuador de la prótesis, el microcontrolador, la
instrumentación asociada y las bateŕıas. Básicamente, el mecanismo de articulación de
rodilla lo conforman el chasis y el actuador [25]–[31]; el micro, la instrumentación y las
bateŕıas, son aditamentos montados sobre el componente estructural. El chasis, aparte de
soportar las cargas externas provenientes del peso del paciente y de la reacción del piso
sobre el pie, aśı como las ejercidas por el actuador para regular el desempeño de la prótesis,
también es el componente que define la forma externa de esta última, es decir, que además
de ser un componente estructural de principal importancia, también funge como carcasa,
siendo el componente cosmético de la prótesis. Las prótesis actuales utilizan materiales de
baja relación peso-resistencia, como la fibra de carbono [25],[26],[28] y aleaciones especiales
de aluminio [29],[42], con los que si bien logran una forma compacta y estilizada, no dejan
de tener la apariencia de un dispositivo ajeno al cuerpo. Por esto, normalmente vienen
con una funda cosmética en forma de pierna, que les provee de un aspecto más natural.
En cuanto al actuador, éste define la tecnoloǵıa de la prótesis. En el caso de las
pasivas, puede ser un pistón hidráulico [43], neumático, o una combinación de ambos [25],
controlados a través de la apertura o cierre de sus válvulas por medio de servomotores,
o un freno magneto-reológico, cuya respuesta es modulada a través de la corriente que
circula por el circuito electromagnético asociado [44],[45]; para el caso de las activas, hasta
ahora se trata de motores eléctricos [31]. El sistema de control que corre en el micro
abordo, normalmente es realimentado a través de sensores ubicados en puntos estratégicos
del cuerpo; en especial, de la pierna protésica (local sensing [44]) y/o de la pierna sana
(echoing control [23],[24]). Estos sensores capturan señales que una vez procesadas por el
microprocesador abordo, le permiten decidir en tiempo real, sobre la ubicación e intención
del usuario en el ciclo de marcha, y en consecuencia, enviar la señal de control adecuada
para lograr el desempeño esperado de la prótesis. Para lo anterior, estas prótesis requieren
abastecerse de enerǵıa, por lo que son equipadas con bateŕıas recargables.
12
Por último, cabe señalar que las prótesis convencionales de rodilla se pueden clasi-
ficar según dos diseños: el diseño monocéntrico y el diseño policéntrico. En el primero, el
eje articular de la rodilla está fijo al chasis, razón por la que también se le conoce como
monoaxial, mientras que en el segundo, el eje se mueve en el espacio con una trayectoria
definida por el mecanismo articular de la rodilla [46]. En la figura 1.1 se muestran ambos
diseños: en el modelo de la izquierda (a) 1, se aprecia el diseño monocéntrico, mientras que
en el de la derecha (b) 2, el diseño policéntrico presenta un eje articular que forma parte
de un mecanismo -normalmente llamado mecanismo de 4 ejes-, el cual le permite moverse
en función del ángulo de flexo-extensión de la rodilla. El diseño policéntrico reproduce en
mejor medida el comportamiento de una rodilla sana, cuyo centro instantáneo de rotación
(CIR) no está fijo, sino que se desplaza en función de la posición angular de la articula-
ción. Particularmente, este diseño presenta dos grandes ventajas sobre el monocéntrico: la
primera, es que la flexión inicial propia de una rodilla sana en la etapa de respuesta a la
carga ocurre de manera natural, durante la fase de apoyo del ciclo de marcha, mientras que
en el monocéntrico, normalmente lo que se hace es bloquear la rodilla durante la primera
etapa de la fase de apoyo, para brindarle seguridad al paciente. La segunda, tiene que ver
con la holgura del pie sobre el piso, al pasar por el punto más bajo del recorrido durante
la fase de balanceo del ciclo de marcha, la cual también se ve favorecida por el diseño po-
licéntrico. No obstante, todas las prótesis inteligentes de rodilla actualmente disponibles
a nivel comercial son monocéntricas [26],[28],[29],[31].
1.2 Diferentes aproximaciones al problema de control
A continuación se presenta una serie de trabajos que de alguna u otra forma guar-
dan relación con el tema de controlde las prótesis inteligentes de rodilla. Estos trabajos, a
modo de art́ıculos, han sido seleccionados de manera tal que ilustran las diferentes aproxi-
maciones al problema de control que han hecho otros autores a nivel mundial, previamente
1 Entegra Hydraulic 180 Knee, tomado y editado a partir de:
http://www.oandp.com/articles/news 2006-01-03 11.asp
2 Össur Total Knee Junior, tomado y editado a partir de:
http://www.ossur.com/prosthetics/knees/tkjunior
13
Figura 1.1: Modelos de prótesis de rodilla: (a) monocéntrico, (b) policéntrico
a esta tesis. En particular, todos estos trabajos han sido tomados de la revisión del estado
del arte llevada a cabo sobre el tema.
1.2.1 Estudios sobre b́ıpedo-locomoción
A lo largo de los años se han hecho diferentes estudios en la búsqueda de caracteri-
zar la b́ıpedo-locomoción, para luego reproducirla de manera virtual, y darle aplicaciones
más o menos relacionadas con lo que seŕıa el control de una prótesis de rodilla. A modo
de ejemplo, a continuación se describen brevemente tres art́ıculos encontrados en la litera-
tura, los cuales están orientados en esta dirección. El trabajo de Popovic et al. [47] trata
sobre el caminado de robots humanoides, no obstante, al referirse a control de camina-
do, toca de algún modo el tema de las prótesis inteligentes. En particular, ellos plantean
el uso de primitivas motrices, como una arquitectura de orden reducido, para abordar
la complejidad de los movimientos del cuerpo humano durante el caminado; luego, par-
tiendo de los datos de un análisis de marcha realizado con una persona sin amputación
caminando a dos velocidades distintas, ellos alimentan un modelo humano computacional
compuesto de 16 segmentos ŕıgidos, que utilizan para calcular la distribución de momentos
angulares en todo el cuerpo durante la marcha. Básicamente se lleva a cabo un análisis
14
de componentes principales, donde se resuelve el problema de autovalores de la matriz de
covarianza de tamaño 16 x 16, y resulta una base de autovectores que ordenan de acuerdo
al tamaño correspondiente de sus autovalores. Como resultado, se obtiene que con sólo 3
componentes principales, se determina el 99, 95 y 95 % de los datos de caminado real, en
los planos sagital, coronal y transversal, respectivamente. Adicionalmente, para comparar
las componentes principales de las dos velocidades, se determina el producto escalar entre
éstas, y se observa que aparentemente los resultados son independientes de la velocidad
de marcha, lo cual es un hallazgo interesante.
Por su parte, Gupta y Anand [48] parten de que las prótesis inteligentes como la
C-LegR© y la Rheo-KneeR© utilizan sólo sensores locales, dejando de lado, según ellos, el
hecho de que se trata de locomoción b́ıpeda, en la cual ambas piernas trabajan coordina-
damente y debeŕıan ser instrumentadas. En particular, ellos plantean que los Generadores
de Patrón Central (CPGs, por sus siglas en inglés) son una arquitectura no-lineal, ideal
para movimientos auto-adaptativos, e implementan un CPG con cuatro osciladores neu-
ronales (NOs, por sus siglas en inglés) acoplados, para simular dos caderas y dos rodillas.
Posteriormente, ellos simulan la dinámica de un robot b́ıpedo en el software Yobotics R©,
acoplando un controlador de torque PD a cada una de las articulaciones, con miras a
controlar una prótesis de rodilla en el futuro. El CPG calcula los ángulos y velocidades
correspondientes a cada articulación de acuerdo al patrón de marcha natural, y luego es-
tos valores se comparan con los presentes en cada articulación durante la simulación, de
manera que las diferencias se emplean para alimentar respectivamente a los controladores
de torque utilizados. Bajo esta configuración, el robot simulado en Yobotics R© fue capaz
de caminar, luego de un peŕıodo de entrenamiento del CPG, con el sistema dinámico del
robot realimentado v́ıa sensores de fuerza colocados en ambos pies; no obstante, cuando
se desconectaron tres de los cuatro controladores, dejando sólo uno correspondiente al
eventual controlador de torque que se utilizaŕıa para controlar la prótesis de rodilla, y se
removió adicionalmente la realimentación desde el sensor de fuerza colocado en el pie del
lado respectivo, el robot no pudo caminar. Las otras tres articulaciones fueron alimen-
tadas v́ıa cinemática inversa durante la simulación, aśı como la realimentación desde el
15
sensor de fuerza colocado en la pierna contralateral a la protésica. Dados los resultados
obtenidos, ellos concluyen que el CPG nunca pudo salir de la fase transitoria en la que
realiza el entrenamiento, debido a que se quedaba esperando la realimentación de la pierna
protésica, y como ésta nunca llegaba, virtualmente se reiniciaba con cada iteración, y en
consecuencia, nunca pudo realizar el entrenamiento.
Por último, el trabajo de Jonic et al. [49] está orientado hacia la asistencia del
caminado por Estimulación Eléctrica Funcional (FES, por sus siglas en inglés). Para ello,
toman los datos de marcha de un paciente con discapacidad, e implementan tres técnicas
de aprendizaje que comparan en términos del valor de la correlación cruzada entre los
datos reales y los estimados. Las técnicas que aplican son: redes neuronales, lógica difusa y
aprendizaje inductivo, pero todas con algoritmos espećıficos. Estas técnicas son empleadas
para predicción de datos sensoriales -particularmente de ángulo de rodilla- y patrones de
actividad muscular -espećıficamente músculos flexores de rodilla-; trabajan con siete pasos,
de los cuales utilizan cuatro para entrenamiento y los siete para prueba. Las tres técnicas
arrojan resultados bastante aceptables: en cuanto al ángulo de rodilla, todas arrojan un
valor de 0,999 en la correlación cruzada entre los datos reales y los estimados, mientras
que para la activación muscular, los resultados de la correlación fueron: 0,94, 0,95 y 0,90,
respectivamente.
1.2.2 Utilización de señales mioeléctricas
Otro enfoque que todav́ıa debe ser explorado en profundidad, tiene que ver con el
uso de señales generadas propiamente desde el cuerpo humano, espećıficamente desde los
músculos [50],[51]. Los investigadores han estado interesados en las señales electromiográfi-
cas, dado que éstas pudieran portar información útil para controlar una prótesis. Diversos
trabajos han abordado este problema [52]–[54], especialmente en miembros superiores [55],
donde de hecho existen algunas prótesis mioeléctricas comerciales, ofrecidas actualmente
por Otto Bock [56],[57]. No obstante, en cuanto a miembros inferiores, todav́ıa no existe
una prótesis comercial que use una estrategia de control basada en electromiograf́ıa.
16
Con relación al uso de señales electromiográficas de miembros inferiores para contro-
lar una prótesis, resulta de especial interés el trabajo de Peeraer et al. [58]. Ellos estudian
las señales de seis músculos de la cadera y el muñón, en tres modos de caminado diferentes:
terreno nivelado, ascenso de rampa, y descenso de rampa. Los músculos estudiados fueron:
el recto femoral, el glúteo máximo, el glúteo medio, el aductor largo, la cinta isquio-tibial
y el b́ıceps femoral. Primero se realiza la caracterización de la actividad muscular a partir
de un grupo de personas sin amputación, la cual es comparada con la de un paciente
amputado, quien además hace uso de dos rodillas protésicas distintas. Las capturas fueron
realizadas con electrodos superficiales y el recorrido consist́ıa de una v́ıa de 5m de terreno
nivelado, seguida de una rampa de 6m de longitud, y luego otra vez 4m de terreno plano.
De acuerdo a Peeraer et al., existen varias dificultades en la implementación práctica de
este tipo de tecnoloǵıa en prótesis de miembro inferior; especialmente para identificar y
capturar las señales electromiográficas de interés, para procesarlas, y para caracterizarla adaptación de la actividad muscular de acuerdo al dispositivo protésico usado por el
paciente. Esto sin mencionar los efectos de la fatiga muscular, los cuales pueden causar
problemas adicionales en el control de prótesis mioeléctricas [59].
1.2.3 Estrategia de control por estados finitos
Aparte de las aproximaciones anteriores, se ha planteado la estrategia de control
por estados finitos para abordar el problema de control en las prótesis inteligentes de
rodilla. De acuerdo a los registros, ha habido un desarrollo sostenido en esta dirección:
primero fue el trabajo de Bar et al. en 1983 [60], luego el de Aeyels et al. en 1992 [61], y
finalmente el de Herr y Wilkenfeld en 2003 [44], que da soporte a la comercialmente cono-
cida Rheo-kneeR© de Össur [29]. La aproximación por estados finitos es la única estrategia
de control que ha dado resultados aplicables en dispositivos comerciales, utilizando señales
cinemáticas y dinámicas capturadas en diferentes puntos cercanos a la rodilla, tanto en la
pierna amputada, como en la pierna sana, en el caso de pacientes unilaterales. En efecto,
las prótesis inteligentes de rodilla actuales utilizan esta estrategia [44],[60]–[62], también
conocida como soft control.
17
La estrategia de control por estados finitos es una estrategia no-anaĺıtica basada
en un conjunto de reglas pre-establecidas, que combinadas con información disponible en
la base de datos del sistema sobre ciertos parámetros relacionados con la marcha, permite
tomar una acción de control sobre el actuador de la prótesis. Más en detalle, a partir
de señales capturadas por medio de sensores ubicados en puntos estratégicos del cuerpo,
un procesador compara los valores de entrada con la información de la base de datos,
y trata de identificar el instante del ciclo de marcha en el que se encuentra el usuario,
aśı como la actividad en la que éste pudiera estar involucrado; luego, cada uno de estos
instantes está asociado con un estado, el cual a su vez está asociado con una regla pre-
establecida, que finalmente se traduce en una acción de control que va al actuador de la
prótesis. En este sentido, el control clásico basado en un modelo dinámico-matemático del
sistema locomotor, resulta sumamente complejo, poco robusto, y por ende, muy dif́ıcil de
implementar en tiempo real [32].
1.3 Descripción de principales modelos comerciales
Una breve descripción de la evolución del lanzamiento comercial de las prótesis
inteligentes de rodilla es la siguiente: las prótesis pasivas de la casa Endolite fueron las
que dieron inicio a la era de las prótesis inteligentes. La primera fue la IPR©, inicialmente
desarrollada en 1993, y posteriormente reemplazada por la IP+ R©, una versión mejorada
introducida en 1995; luego, este modelo evolucionó hacia la AdaptiveR© para 1998 [25],
y más recientemente se dispone de la nueva versión, la Adaptive2R© [26]. Por su parte,
la C-LegR© fue lanzada por Otto Bock en 1997, en el Congreso Mundial de Ortopedia en
Nüremberg, y manufacturada por la misma casa para 1999 [27],[28]. La Rheo-KneeR© de
Össur fue introducida en 2001 [29],[30], y en la actualidad se dispone incluso de una prótesis
activa de rodilla comercializada también por Össur, bajo el nombre de Power-KneeR© [31].
18
1.3.1 Adaptive2R© de Endolite
Funcionamiento
La primera versión de la AdaptiveR© presentaba un control h́ıbrido, basado en un
actuador que combinaba en un mismo pistón, una parte hidráulica y otra neumática. La
parte hidráulica, se utilizaba para el control en la fase de apoyo, mientras que la parte
neumática, se ocupaba de la amortiguación en la fase de balanceo, y de asistir la extensión
antes del siguiente contacto de talón. A diferencia de su predecesora, la Adaptive2R© utiliza
sólo un actuador hidráulico controlado por un microprocesador abordo, el cual trabaja a
una frecuencia de 62,5Hz en tiempo real, y ofrece cinco niveles de amortiguación hidráulica,
ajustables de acuerdo al paciente. El algoritmo de control se encarga de programar de
forma automática el nivel de amortiguación más conveniente, a partir de la información
recabada de los primeros pasos del paciente con la prótesis; luego, el microprocesador
modula la respuesta del actuador en torno a este nivel, en función de los datos de marcha
colectados a medida que el paciente camina.
Datos técnicos
El peso de la prótesis es de 1407g, el ángulo máximo de flexión es de 140◦, y el
chasis es completamente de fibra de carbono, como se muestra en la figura 1.2 3. Esta
prótesis, al igual que todas las de este género, requiere abastecerse de enerǵıa por medio
de bateŕıas recargables que se disponen abordo. Una de las principales ventajas de esta
prótesis es su eficiencia en el consumo de enerǵıa, prueba de ello es el hecho de que una
carga puede durar de 4 a 10 d́ıas. Esta prótesis se recomienda para pacientes con un grado
de movilidad K3 en la escala KR© de Endolite [63]. Por último, esta prótesis es programada
v́ıa inalámbrica, y ofrece 3 años de garant́ıa, con posibilidad de prórroga hasta por 2 años
adicionales.
3 Foto corteśıa de Endolite, www.endolite.com
19
Figura 1.2: Modelo de prótesis Adaptive2R© de Endolite
1.3.2 C-LegR© de Otto Bock
Funcionamiento
La C-LegR© es una prótesis modular, que consta de un pistón hidráulico, cuyas
válvulas son controladas desde un microprocesador embebido dentro de ésta. Para ello,
presenta sensores de fuerza -espećıficamente de torsión- en el tubo de extensión que co-
necta la rodilla con el pie, y un sensor de ángulo en el eje de rotación de la articulación
monocéntrica. Con la información recogida a partir de estos sensores, el microprocesador
identifica ambas fase y velocidad del paciente, para adaptar la respuesta del actuador de
manera conveniente, a una frecuencia de 50Hz. Esto lo hace controlando los servomotores
que abren y cierran las válvulas del actuador hidráulico, los cuales se ajustan para crear
una estabilidad adecuada durante la fase de apoyo, aśı como una respuesta óptima durante
la fase de balanceo, de acuerdo a la calibración previa de un técnico protesista. En este
sentido, el sistema no se autoajusta a la marcha del paciente, dado que la regulación de la
respuesta del actuador se realiza a partir del nivel de amortiguación definido por el técnico
protesista que instala la prótesis, el cual no puede ser modificado una vez que el paciente
20
sale de la consulta. Por otra parte, esta prótesis ofrece dos modos de operación, también
programados por el técnico protesista; por ejemplo, el modo de operación para caminado
diario, y el modo de operación con bloqueo de rodilla.
Datos técnicos
El peso de la prótesis -sin el tubo conector que obligatoriamente lleva asociado-
es de 1210g, presenta un ángulo máximo de flexión de 125◦, y el chasis está hecho de
un compuesto de carbono. Esta prótesis se recomienda para pacientes con un grado de
movilidad 3 y 4 en la escala MOBISR© de Otto Bock [64], utiliza bateŕıas de iones de litio
recargables con una autonomı́a de 40 a 45 horas de servicio, y ofrece una garant́ıa de 3
años. La última innovación incorporada a este dispositivo es la posibilidad de programarla
v́ıa BlueToothTM . La figura 1.3 1 muestra la prótesis C-LegR©.
Figura 1.3: Modelo de prótesis C-LegR© de Otto Bock
1 Foto corteśıa de Otto Bock Healthcare GmbH, www.ottobock.com
21
1.3.3 Rheo-KneeR© de Össur
Funcionamiento
Por su parte, la Rheo-KneeR© también es una rodilla monocéntrica, pero a diferencia
de las anteriores, utiliza un actuador con tecnoloǵıa magneto-reológica (MR). El actuador
consiste en un sistema de discos dispuestos de manera intercalada uno al lado del otro,
los cuales giran con movimiento relativo entre śı, alrededor del eje de la rodilla. Estos
discos se encuentran inmersos en un fluido magneto-reológico -básicamente un fluido conpart́ıculas de hierro suspendidas en aceite- que modifica su viscosidad en presencia de un
campo magnético; luego, la amortiguación en la articulación se debe a la fricción entre
los discos. Más en detalle, al hacer circular corriente por el fluido MR se forman cadenas
electromagnéticas que ofrecen resistencia al movimiento libre de los discos, produciendo
un torque proporcional a la corriente que circula por el electromagneto; aśı, variando
esta corriente, se modula el nivel de amortiguación de la rodilla MR. El mecanismo es
controlado desde un microprocesador abordo, alimentado por cuatro sensores de fuerza
ubicados en el chasis -espećıficamente galgas extensiométricas-, además de un sensor de
ángulo alrededor del eje de la rodilla. Estas señales son procesadas por el micro a una
frecuencia de 1000Hz, con lo cual éste decide en tiempo real, sobre la ubicación e intención
del usuario en el ciclo de marcha, y en consecuencia, modula la intensidad de corriente que
pasa por el circuito electro-magnético de la prótesis. El micro corre un algoritmo basado
en inteligencia artificial, que aprende el rango de operación del paciente y continuamente
monitorea y optimiza el desempeño de la prótesis, sobre todo en balanceo, buscando lograr
el ángulo máximo de flexión definido por el protesista. A partir de alĺı, el algoritmo provee
un ajuste virtual del nivel de amortiguación para adaptarse a las condiciones de caminado
del usuario.
22
Datos técnicos
La prótesis tiene un peso de 1630g, permite un ángulo máximo de flexión de 120◦, y
el chasis está hecho en una aleación de aluminio que se recubre con un forro plástico, como
se muestra en la figura 1.4 1. Esta prótesis utiliza una bateŕıa de iones de litio recargable,
que garantiza 36 horas de uso continuo. Adicionalmente, la prótesis trae un interruptor
que permite apagarla, para ahorrar enerǵıa mientras no se aplique corriente al sistema,
y en todo caso, el tiempo de recarga es de 3 a 4 horas con la bateŕıa descargada en un
90 %. Esta prótesis es programable desde la HP iPAQ, tiene una garant́ıa de 36 meses con
2 servicios incluidos, e igualmente ofrece posibilidad de prórroga.
Figura 1.4: Modelo de prótesis Rheo-KneeR© de Össur
1 Foto corteśıa de Össur Americas, www.ossur.com
23
1.3.4 Power-KneeR© de Össur
Funcionamiento
Finalmente, la Power-KneeR© es una prótesis de rodilla distinta a todas las anterio-
res, en el sentido de que es activa. Esto significa que no sólo disipa enerǵıa para oponerse
al movimiento de la articulación, sino que además es capaz de entregarla para producir
el movimiento de esta última. La Power-KneeR© es la primera prótesis motorizada para
amputados transfemorales unilaterales, que se traduce en una efectiva flexo-extensión de
la rodilla, y permite recrear la dinámica natural de la marcha sobre piso nivelado, e incluso
al subir escaleras. Esta prótesis recibe información de sensores colocados en el pie de la
pierna sana, a una frecuencia de 1350Hz, con la cual el microprocesador abordo identifica
en qué actividad está comprometido el usuario, y actúa en consecuencia.
Datos técnicos
La Power-KneeR© presenta una limitación de peso: dada la tecnoloǵıa actual, los
motores necesarios para remplazar las funciones musculares en cuanto a generación de
potencia, resultan de dimensiones tales, que traducidas en peso, comprometen en cierta
medida la difusión de este tipo de dispositivos. Asimismo, otra de las contraindicaciones de
esta prótesis es el hecho de que se debe evitar la cercańıa de ésta a hornos microondas, y a
teléfonos celulares e inalámbricos en operación, aśı como a cualquier otro dispositivo que
use tecnoloǵıa WiFiTM o BlueToothTM . Esto, dadas las condiciones de la era tecnológica
en la que vivimos, ciertamente limita el uso de este tipo de prótesis en la actualidad.
La Power-KneeR© fue lanzada de manera limitada, sólo en algunos centros seleccionados
de los EE.UU., que fueron expresamente entrenados por la casa Össur en el uso de esta
tecnoloǵıa. De igual forma, no se dispone de mayor información en cuanto a especificaciones
técnicas de esta prótesis, por lo que no ha sido posible presentarlas aqúı, como se hizo con
24
los tres modelos anteriores. La figura 1.5 1 muestra la prótesis Power-KneeR©.
Figura 1.5: Modelo de prótesis Power-KneeR© de Össur
1.4 Resumen
Las prótesis inteligentes de rodilla comienzan a desarrollarse hacia finales de los
años 70s, con el advenimiento de la electrónica al campo protésico. Los primeros trabajos
fueron realizados en el MIT, y a partir de alĺı, se comenzó a trabajar en el desarrollo de un
dispositivo protésico de rodilla, cuya respuesta fuera controlada por un microprocesador
abordo; ya para la década de los 90s, se dispońıa de las primeras prótesis comerciales. Estas
prótesis están compuestas de un chasis, donde se alojan el actuador, el microprocesador y
las bateŕıas del módulo protésico, mientras que la instrumentación, puede estar distribuida
por fuera de éste, sobre todo en el segmento comprendido entre la prótesis y el pie. Existen
prótesis inteligentes pasivas y activas; en las pasivas, el actuador sólo disipa enerǵıa, y
puede ser de naturaleza neumática, hidráulica, o magnetoreológica, mientras que en las
1 Foto corteśıa de Össur Americas, www.ossur.com
25
activas, el actuador puede entregar y disipar enerǵıa, y hasta ahora se trata simplemente
de motores eléctricos. Asimismo, la instrumentación de este tipo de prótesis, consiste
normalmente en un goniómetro acoplado en el eje articular, para medir el ángulo de flexo-
extensión de la rodilla, y galgas extensiométricas ubicadas en diferentes puntos, para medir
las fuerzas aplicadas sobre la prótesis al caminar. Estos sensores permiten caracterizar
el ciclo de marcha, y en consecuencia, modular la respuesta del actuador a través del
microprocesador abordo.
En cuanto al control, se han estudiado diferentes enfoques a aplicar en este tipo
de dispositivos: en particular, se han hecho estudios sobre b́ıpedo-locomoción, buscando
caracterizar y reproducir la marcha humana de manera virtual; también se ha planteado
el uso de señales electromiográficas, capturadas directamente en los músculos del cuerpo,
para caracterizar y controlar un dispositivo protésico a partir de éstas; y por último, se
ha encontrado que la estrategia de control por estados finitos es el enfoque a utilizar en la
práctica, para controlar este tipo de prótesis. La estrategia de control por estados finitos,
es una estrategia no-anaĺıtica que se basa en un conjunto de reglas pre-definidas, para los
estados en los cuales se divide el ciclo de marcha; luego, hace falta caracterizar el ciclo de
marcha, para conocer en qué estado de éste se encuentra el usuario, y aśı poder aplicar
la acción de control correspondiente. Ésta es la estrategia utilizada actualmente por las
prótesis inteligentes de rodilla encontradas en el mercado. El fabricante que inició la era
inteligente de las prótesis fue Endolite, que hizo el lanzamiento de la rodilla IPR© en 1993,
y desde entonces ha evolucionado su diseño, hasta la hoy disponible Adaptive2R©. Luego,
vino Otto Bock con la C-LegR©, lanzada en 1997 en el Congreso Mundial de Ortopedia en
Nüremberg, y hoy quizás la prótesis de este tipo más difundida a nivel mundial. Por último,
aparece la casa Össur, que introduce la prótesis pasiva Rheo-KneeR© en 2001, además de
la única prótesis activa hasta el momento, la Power-KneeR©.
26
CAPÍTULO II
DESARROLLO DEL PROTOTIPO
MECÁNICO DE LA PRÓTESIS
El desarrollo de una prótesis inteligente de rodilla comprende dos grandes aspec-
tos: (1) el desarrollo del componente estructural que se desempeña como mecanismo de
la articulación de rodilla, y a su vez sirve de v́ınculo para el resto de la pierna; y (2) el
desarrollo de la instrumentación y