Descarga la aplicación para disfrutar aún más
Vista previa del material en texto
INGENIERÍA MECATRONICA Desarrollo de una Prótesis Mioeléctrica Reporte de proyecto que presenta: Alan Daniel Álvarez Castro Para obtener el grado de: Ingeniero Mecatrónico Asesor: Dra. Gabriela del Carmen López Armas 2 Guadalajara México, 2020 3 Resumen Existe la necesidad de prótesis de bajo costo y hackeables, ya que las comerciales son muy caras y no pueden modificarse para adaptarse a las necesidades de cada individuo. Las manos robóticas utilizadas en robots humanoides, manipuladores robóticos e investigación tienen un coste muy elevado, en muchos casos inasequible para startups, pequeñas universidades y centros de investigación. En esta tesis explicamos el desarrollo y la implementación de una prótesis de brazo robótico controlada por sensores de electromiografía, para resolver el problema de limitación de personas que perdieron una extremidad y la resolución de un problema con impacto social al proporcionar una mejor calidad de vida a la persona afectada. Palabras Clave Amputación, electromiografía, prótesis brazo, mano robótica 4 «Cualquier tecnología suficientemente avanzada es indistinguible de la magia.» Arthur C. Clarke 5 Contenidos 1. Introducción .................................................................................................. 8 1.1. Clasificación de prótesis ....................................................................... 9 1.1.1. Prótesis Estéticas ................................................................................. 9 1.1.2. Prótesis Mecánicas ............................................................................ 10 1.1.3. Prótesis Eléctricas .............................................................................. 10 1.1.4. Prótesis Mioeléctricas ....................................................................... 11 1.1.5. Prótesis Neumáticas ......................................................................... 11 1.2. Estado del arte ................................................................................... 12 1.2.1. Prótesis I-Limb ................................................................................... 12 1.2.2. Prótesis Michelangelo ........................................................................ 13 1.2.3. Prótesis Bebionic................................................................................ 14 2. La mano humana ........................................................................................ 15 2.1. Anatomía de la mano en humanos ........................................................ 15 2.2. Biomecánica de la mano ....................................................................... 17 2.2.1. Rango de movilidad de la .................................................................. 17 2.2.2. Rango de movilidad de la muñeca .................................................... 17 2.2.3. Rango de movilidad de los dedos ..................................................... 18 2.2.4. Acción de los músculos ..................................................................... 20 2.2.5. Patrones de presión ........................................................................... 21 2.3. Medidas DIN 33402 .............................................................................. 22 3. Potenciales de acción y potenciales de membrana .................................... 23 3.1. Fisiología básica de los potenciales de membrana ............................... 23 3.2. Potenciales de acción ........................................................................... 25 3.2.1. Fases de los potenciales de acción.................................................... 26 3.3. Canales de sodio y potasio ................................................................... 27 3.4. Iones de calcio ...................................................................................... 27 3.5. Inicio del potencial de acción................................................................. 28 3.5.1. Umbral para el inicio del potencial de acción ................................... 28 3.5.2. Propagación del potencial de acción .................................................. 29 3.5.3. Dirección de la propagación ............................................................... 29 6 3.5.4. Excitación: el proceso de generación del potencial de acción ........... 30 4. Señales Mioeléctricas ................................................................................ 31 4.1. Sistema de adquisición de señales Mioeléctrica ................................... 32 4.1.1. Electrodos .......................................................................................... 32 4.1.2. Etapa de amplificación ....................................................................... 33 4.1.3. Etapa de filtrado ................................................................................. 35 5. Objetivos ................................................................................................... 36 5.1.1. Objetivos Generales ........................................................................... 36 5.1.2. Objetivos Específicos ......................................................................... 36 Metodología ............................................................................................................ 37 6. Diseño Mecánico ....................................................................................... 37 6.1. Diseño de los dedos ............................................................................. 39 6.2. Diseño del pulgar .................................................................................. 44 6.3. Simulaciones de fatiga .......................................................................... 48 6.4. Antebrazo y muñeca ............................................................................ 49 6.5. Biomecánica de la mano ....................................................................... 50 6.6. Motores ................................................................................................. 54 6.6.1. Torque …………………………...…………………………………………57 6.6.2. Eficiencia……………………………………………………………………58 6.6.3. Numero de pulsos ............................................................................. 58 7. Diseño Electrónico ...................................................................................... 59 7.1. Modelo, control y procesamiento de señales Mioeléctrica .................... 59 7.2. Características del microcontrolador ..................................................... 63 7.2.1. Descripción ........................................................................................ 63 7.2.2. Características ................................................................................... 64 7.2.3. Especificaciones................................................................................. 64 7.3. Puente H para los motores …………………………………………………65 7.4. Arquitectura General del sistema .......................................................... 66 8. Control de la prótesis .................................................................................. 67 8.1. Procesamiento de señales mioeléctricas en Matlab .............................. 69 8.2. Control motores ..................................................................................... 74 8.3. Apartado códigos .................................................................................. 79 7 9. Resultados .................................................................................................. 84 10. Cronograma y costos ..................................................................................91 10.1. Diagrama de Gantt ................................................................................ 92 10.2. Tabla costos .......................................................................................... 93 11. Conclusiones .............................................................................................. 94 12. Bibliografía .................................................................................................. 95 8 1. Introducción El hombre se ha ocupado de la mano desde la más remota antigüedad. Así, Anaxágoras pensaba que por ella se había convertido en el más inteligente de los seres vivos, al contrario que Aristóteles, según el cual por ser el más inteligente de los seres vivos, por esa razón poseía sus manos. Aún no ha sido esclarecido si la palabra mano se deriva del viejo gótico handus, del danés haand o del alemán hand, por lo que el origen lingüístico es evasivo. Sin embargo, el término anatómico manus evidentemente viene del latín manipulus por lo tanto el hombre es "aquel que tiene manos para manipular". En este sentido las manos devienen en instrumentos definidos por Aristóteles como "antecedente de todos los instrumentos productivos", en esencia, "órganos de investigación más bien que de locomoción". Después del cerebro, la mano es el tesoro más grande del hombre y a ella se debe el desarrollo del trabajo de artesanía. Es a su vez un órgano de expresión y un órgano especial de los sentidos para la estereognosia. Las ideas están ligadas a las sensaciones y acciones del as manos no solo en las actividades fundamentales concernientes a protección, comida, combate y perpetuación, sino en la creación, tal como construir, dibujar, modelar y hasta pensar [1]. Las personas que sufren una amputación de un miembro se ven obligadas a afrontar sus tareas de la vida diaria con la desventaja de no tener todos sus miembros, en el caso de las amputaciones de miembros superiores, no tener una o ambas manos es una barrera importante para el desempeño de las tareas diarias de quienes sufren la amputación. Acciones tan sencillas como vestirse, atarse los cordones de los zapatos o verter agua en un vaso, tienen una dificultad añadida que restringe la autonomía e independencia del amputado. Ante este escenario, existe una clara necesidad de una herramienta para restaurar parcialmente la funcionalidad del miembro superior faltante. Por eso investigadores y empresas de todo el mundo han desarrollado prótesis que 9 ayudan a estas personas a vivir su vida de una forma más independiente y sencilla. La existencia de manos robóticas que pueden ser construidas y programadas por uno mismo podría ampliar el campo de aplicación de estos dispositivos. Pueden ser utilizados por hackers en todas partes en sus propios proyectos, y pueden ser introducidos en escuelas y universidades para enseñar robótica con un dispositivo real que se puede utilizar desde la etapa de montaje hasta el desarrollo de diferentes aplicaciones. 1.1. Clasificación de Prótesis Entre los diferentes tipos de prótesis de mano que existen, las prótesis robóticas son las de mayor funcionalidad. Los motores de DC, u otro tipo de actuadores, impulsan el movimiento de cada dedo o grupos de dedos. Existen diferentes tipos de prótesis de mano, las cuales se clasifican en: Estéticas, Mecánicas, Eléctricas y Mioeléctrica. 1.1.1. Prótesis Estéticas Las prótesis estéticas, conocidas como prótesis pasivas [20] [21], no tienen movimiento y solo cubren el aspecto estético del miembro amputado, en la fabricación de las mismas se emplean polímeros como PVC rígido, látex flexible o silicona [10] [22], estos materiales son empleados por ser más livianos y requieren de menos mantenimiento, ya que no disponen de piezas móviles [23], como se observa en la Figura 1. Fig. 1 Prótesis Estética 10 1.1.2. Prótesis Mecánicas Las prótesis mecánicas cumplen funciones básicas como la apertura y cerrado de la mano, limitadas al agarre de objetos grandes y movimientos imprecisos [8] [23], la señal mecánica es obtenida por medio de otro miembro del cuerpo como el codo o hombro [10] [21], como se muestra en la Figura 2, para ello se implementa un arnés colocado en la espalda el cual generará la movilidad de la prótesis a través de una liga [4] [24] [25]. 1.1.3. Prótesis Eléctricas Este tipo de prótesis implementa principalmente actuadores eléctricos, a veces controlados por servomotores, a pulsos o por interruptores, la desventaja más significativa en este tipo de prótesis es: su alto costo, exposición a ambientes hostiles, así como su peso. [8][5][27] Fig. 3 Prótesis Eléctrica Fig. 2 Prótesis Mecánica 11 1.1.4. Prótesis Mioeléctrica En la actualidad estas prótesis son las de mayor implementación, debido a su alto grado de estética, elevada precisión y fuerza, trabajando principalmente con señales bioeléctricas por medio de, procesándolas y filtrándolas a la unidad de control 1.1.5. Prótesis Neumáticas Las prótesis neumáticas hacen uso de aire a presión obtenido por medio de un compresor, su ventaja principal es proporcionar una gran fuerza y rapidez de movimientos; sus desventajas principales son los dispositivos que se implementan para su control y funcionamiento ya que son relativamente grandes y su mantenimiento es costoso y dificultoso [23]. En la Figura 5, tenemos la prótesis neumática Shadow. Fig. 4 Prótesis Mioeléctrica Fig. 5 Prótesis Shadow 12 1.2. Estado Del Arte 1.2.1. Prótesis I-Limb Ultra. Una de las más utilizadas en la actualidad en diferentes países cuenta con la mayoría de los movimientos básicos de la mano humana, permitiendo la integración del amputado a la vida laboral y mejorando su condición de vida. Los dedos de la prótesis se controlan de manera independiente, el dedo pulgar puede rotar hasta 90◦, realiza sujeciones de alta precisión y fuerza [33]. Fig. 6 Prótesis I Limb ultra Fig. 7 Prótesis Michaelangelo 13 1.2.2. Prótesis Michaelangelo. La prótesis biónica de Michelangelo, se caracteriza por realizar una gran variedad de movimientos precisos, gracias al control y mecanismos de fuerzas y velocidades de agarre, ya que los dedos son controlados independientemente y el pulgar y la muñeca disponen de movilidad [19]. Fig 8 Fig. 8 & 9 Prótesis Michaelangelo 14 1.2.3. Prótesis Bebionic La Bebionic es muy semejante a la I-Limp, Desarrollada por Steeper RS, con la finalidad de emular a esta última, pero a “bajo costo”, cuesta aproximadamente $10,000 dólares. [14] En su última versión, la Bebionic tiene movimientos de articulación en todos los dedos, el pulgar en oposición se coloca de manera manual en extensión y flexión, dando catorce diferentes posiciones de sujeción. [34] Fig. 10 & 11 Prótesis Bebionic Fig. 10 15 2. La Mano Humana 2.1. Anatomía de la mano humana La mano humana es la herramienta más versátil que usamos en nuestra vida diaria. Es un órgano muy diestro que nos confiere un amplio abanico de capacidades de manipulación: su gran número de grados de libertad nos permite realizar multitud de tareas. Además de permitirnos manipular, operar o deformar objetos, su capacidad sensorial nos permite, entre otras cosas, identificar objetos con solo tocarlos y darles forma, sin verlos. Nuestras manos han jugado un papel importante en nuestra propia evolución y el desarrollo de nuestra inteligencia. Fueron nuestras primeras herramientas y con ellas hicimos nuestrasprimeras herramientas artificiales. El arte (música, pintura, escritura) no sería nada sin nuestras manos. Les damos amor y consuelo, las manos son esenciales en la forma en que interactuamos con nuestro mundo, ya que están involucradas en casi todas las acciones que realizamos La mano tiene una estructura formada por: ● Huesos y músculos (permiten el movimiento). ● Venas y arterias ● Nervios (Tacto y movimiento) ● Piel y uñas 16 Fig. 12 La mano esta está compuesta por 27 huesos 17 2.2. Biomecánica de la mano El estudio se enfoca principalmente en tres tipos de agarre: Cilíndrico, Puntual, y gancho por ser estos los que se presentan con mayor frecuencia en las actividades del ser humano. 2.2.1. Rango de movilidad de la mano El rango de movilidad se mide en cada una de las articulaciones de la mano para determinar el Angulo de flexión y extensión que pueden desarrollar las mismas a través de los movimientos normales de los dedos y de la mano en general. El movimiento del antebrazo es medido como grado de pronación y supinación desde su posición neutral al igual que el movimiento de la muñeca y que involucra los siguientes movimientos: • Flexión • Extensión • Deviación radial • Desviación cubital • Supinación (del antebrazo) • Pronación (del antebrazo) 2.2.2. Rango de movilidad de la muñeca La flexión normal de la muñeca presenta una desviación de 80° aproximadamente desde la posición neutra o recta (0°). El arco normal de extensión esta aproximadamente en 70°, mientras que la desviación cubital tiene 18 un arco aproximado de 30° y la desviación radial es de 20° aproximadamente. La desviación cubital es la más grande, puesto que el cubito no se extiende en el sentido distal hasta el mismo punto que el radio, y no se articula de manera directa con el carpo. Fig. 13 Rango de movilidad de la muñeca: a) Desviación Cubital y Radial b) Flexión y extensión 2.2.3. Rango de movilidad de los dedos El movimiento de los dedos se mide en términos del grado máximo de flexión hasta el grado máximo de extensión, es importante observar que el hiperextensión esta medida con un ángulo negativo, por lo tanto, el rango total del movimiento de cada uno de los dedos se determina restando el ángulo de extensión del ángulo de flexión. Comúnmente la abducción y la aducción de los dedos no son medidas, pero se identifica para determinar la función de los músculos interóseos de la mano. El movimiento de la articulación CMC del pulgar está definida por la abducción radial y palmar, así como de la oposición y retro- posición del pulgar destacando los siguientes movimientos: 19 Fig. 14 Arcos de movilidad de la articulación interfalángica proximal: Flexión y Extensión. Fig. 15 Arcos de movilidad de la articulación metacarpo-falángica: Flexión y Extensión. Fig. 16 Arcos de movilidad de la articulación interfalángica distal: Flexión y Extensión. 20 Como ya se abordó anteriormente en la cinemática de la mano intervienen diferentes componentes del cuerpo humano como lo son músculos, huesos, ligamentos, tendones, nervios, antebrazo, etc. Por lo que al efectuar un diagrama cinemático de la mano en un estado cerrado se analizarán las diferentes posiciones de los dedos y la mano para hacer posible este diagrama. Articulaciones que permiten los movimientos de la mano cerrada: ● Radio carpiana ● Medio carpiana Movimientos de: ● Flexión-extensión ● Inclinación lateral ● Circunducción 2.2.4. Acción de los músculos Músculos flexores: flexor radial del carpo, palmar largo, flexor cubital del carpo, flexores de los dedos, movimientos de flexión de mano sobre antebrazo. Músculos extensores: radial corto, largo del carpo y extensor cubital del carpo, extensores de los dedos a movimientos de extensión de la mano. La contracción sinérgica fija la mano, es el gesto previo a la prensión. 21 Movimientos de los dedos ● Movimiento pulgar ● Movimiento de los otros dedos ● Prensión 2.2.5. Patrones de prensión Es evidente de este estudio de la anatomía de las uniones de los huesos y músculos y de la observación de las posturas y movimientos de las manos tienen una variedad infinita de patrones de prensión posibles. Investigando una base lógica para definir los patrones de prensión más importantes, Keller et. Al. Encontró que el patrón del objeto de contacto genera satisfactoriamente las bases para su clasificación, esto a partir de observar los patrones de prensión de muchos individuos cuando a) agarran algo, b) sostienen un objeto. Fig. 17 Tipos de agarre definidos por Schlesinger (Taylor & Schwart 195) 22 2.3. Medidas Norma DIN 33 402. En las figuras 22 y 23 junto con las tablas 3 y 4 se dan las medidas de las manos según la Norma DIN 33 402 2°, destinadas a ser usadas en el diseño y/o elección de herramientas, utilaje y mandos [11]. Fig. 18 Vista Palmar de la mano Fig. 19 Medidas de la mano norma DIN 33 402[11] 23 3. Potenciales de acción y Potenciales de membrana Hay potenciales eléctricos a través de las membranas de prácticamente todas las células del cuerpo. Además, algunas células, como las células nerviosas y musculares, son capaces de generar impulsos electroquímicos rápidamente cambiantes en sus membranas, y estos impulsos se utilizan para transmitir señales a través de las membranas de los nervios y de los músculos. [34] En otros tipos de células, como las células glandulares, los macrófagos y las células ciliadas, los cambios locales de los potenciales de membrana también activan muchas de las funciones de las células. Este análisis se refiere a los potenciales de membrana que se generan tanto en reposo como durante la acción en las células nerviosas y musculares. [34] 3.1 Fisiología básica de los potenciales de membrana Debido al gran gradiente de concentración de potasio desde el interior hacia el exterior hay una intensa tendencia a que cantidades adicionales de iones potasio difundan hacia fuera a través de la membrana. Fig. 20 Los músculos de nuestro cuerpo generan diferencias de potencial 24 A medida que lo hacen transportan cargas eléctricas positivas hacia el exterior, generando de esta manera electro positividad fuera de la membrana y electronegatividad en el interior debido a los aniones negativos que permanecen detrás y que no difunden hacia fuera con el potasio. En un plazo de aproximadamente 1 ms la diferencia de potencial entre el interior y el exterior, denominada potencial de difusión, se hace lo suficientemente grande como para bloquear la difusión adicional neta de potasio hacia el exterior, a pesar del elevado gradiente de concentración iónica de potasio. En la fibra nerviosa normal del mamífero la diferencia de potencial necesaria es de aproximadamente 94mV, con negatividad en el interior de la membrana de la fibra. Fig. 21 La concentración de potasio es grande dentro de la membrana de una fibra nerviosa, pero muy baja fuera de la misma 25 3.2. Potenciales de acción: Las señales nerviosas se transmiten mediante potenciales de acción que son cambios rápidos del potencial de membrana que se extienden rápidamente a lo largo de la membrana de la fibra nerviosa. Cada potencial de acción comienza con un cambio súbito desde el potencial de membrana negativo en reposo normal hasta un potencial positivo y después termina con un cambio casi igual de rápido de nuevo hacia el potencial negativo. Para conducir una señal nerviosa el potencial de acción se desplaza a lo largo de la fibra nerviosa hasta que llega al extremo de la misma. Se producen enla membrana durante el potencial de acción, con transferencia de las cargas positivas hacia el interior de la fibra en el momento de su inicio y el regreso de las cargas positivas al exterior al final del mismo. Fig. 22 [34] Potencial de acción típico registrado 26 3.2.1. Fases de los potenciales de acción. Fase de reposo: Este es el potencial de membrana en reposo antes del comienzo del potencial de acción. Se dice que la membrana está polarizada durante esta fase debido al potencial de membrana negativo de –90mV que está presente Fase de despolarización: En este momento la membrana se hace súbitamente muy permeable a los iones sodio, lo que permite que un gran número de iones sodio con carga positiva difunda hacia el interior del axón. El estado polarizado normal de –90mV se neutraliza inmediatamente por la entrada de iones sodio cargados positivamente, y el potencial aumenta rápidamente en dirección positiva. Esto se denomina despolarización. En las fibras nerviosas grandes el gran exceso de iones sodio positivos que se mueven hacia el interior hace que el potencial de membrana realmente se «sobreexcite» más allá del nivel cero y que se haga algo positivo. Fase de repolarización: En un plazo de algunas diezmilésimas de segundo después de que la membrana se haya hecho muy permeable a los iones sodio, los canales de sodio comienzan a cerrarse y los canales de potasio se abren más de lo normal, la rápida difusión de los iones potasio hacia el exterior restablece el potencial de membrana en reposo negativo normal. Esto se denomina repolarización de la membrana. 27 3.3. Canales de sodio y potasio activados por el voltaje: Un canal de potasio activado por el voltaje también tiene una función importante en el aumento de la rapidez de la repolarización de la membrana. Estos dos canales activados por el voltaje tienen una función adicional a la de la bomba 𝑁𝑎+ − 𝐾+ y de los canales de fuga 𝐾+,Durante el estado de reposo, antes de que comience el potencial de acción, la conductancia a los iones potasio es 50 a 100 veces mayor que la conductancia a los iones sodio. Esto se debe a una fuga mucho mayor de iones potasio que sodio a través de los canales de fuga. Después el proceso de inactivación cierra los canales de sodio en otra fracción de milisegundo. Al final del potencial de acción, el retorno del potencial de membrana al estado negativo hace que se cierren de nuevo los canales de potasio hasta su estado original, pero una vez más sólo después de una demora de 1 ms o más. 3.4. Iones calcio: El calcio coopera con el sodio (o actúa en su lugar) en algunas células para producir la mayor parte del potencial de acción. Esto deja una concentración celular interna de iones calcio de aproximadamente 10–7 molar, en comparación con una concentración externa de aproximadamente 10–3 molar. Una función importante de los canales de iones calcio activados por voltaje consiste en su contribución a la fase de despolarización en el potencial de acción en algunas células. 28 3.5. Inicio del potencial de acción: Un ciclo de retroalimentación positiva abre los canales de sodio. Siempre que no haya alteraciones de la membrana de la fibra nerviosa, no se produce ningún potencial de acción en el nervio normal. El propio aumento del voltaje hace que empiecen a abrirse muchos canales de sodio activados por el voltaje. Esto permite la entrada rápida de iones sodio, lo que produce una elevación adicional del potencial de membrana y abre aún más canales de sodio activados por el voltaje y permite que se produzca una mayor entrada de iones sodio hacia el interior de la fibra. Una vez que la retroalimentación es lo suficientemente intensa, continúa hasta que se han activado (abierto) todos los canales de sodio activados por el voltaje. El aumento del potencial de membrana produce cierre de los canales de sodio y apertura de los canales de potasio, y pronto finaliza el potencial de acción. 3.5.1. Umbral para el inicio del potencial de acción: Un aumento súbito del potencial de membrana en una fibra nerviosa grande desde –90mV hasta aproximadamente –65mV habitualmente da lugar a la aparición explosiva de un potencial de acción. Se dice que este nivel de –65mV es el umbral para la estimulación. Fig. 23 [34] Propagación de los potenciales de acción en ambas direcciones a lo largo de una fibra de conducción 29 3.5.2. Propagación del potencial de acción: Un potencial de acción que se desencadena en cualquier punto de una membrana excitable habitualmente excita porciones adyacentes de la membrana La figura 23-A muestra una fibra nerviosa en reposo normal y la figura B muestra una fibra nerviosa que ha sido excitada en su porción media, la porción media presenta de manera súbita un aumento de la permeabilidad al sodio. Las flechas muestran un circuito local de flujo de corriente desde las zonas despolarizadas de la membrana hacia las zonas adyacentes de la membrana en reposo. Estas cargas positivas aumentan el voltaje a lo largo de una distancia de 1 a 3mm a lo largo de la gran fibra mielinizada hasta un valor superior al umbral del voltaje para iniciar el potencial de acción. Los canales de sodio de estas nuevas zonas se abren inmediatamente, como se señala en la figura C y D, y se produce una propagación explosiva del potencial de acción. De esta manera el proceso de despolarización viaja a lo largo de toda la longitud de la fibra. Esta transmisión del proceso de despolarización a lo largo de una fibra nerviosa muscular se denomina impulso nervioso o muscular. 3.5.3. Dirección de la propagación Una membrana excitable no tiene una dirección de propagación única, sino que el potencial de acción viaja en todas las direcciones alejándose del estímulo hasta que se ha despolarizado toda la membrana. 30 3.5.4. Excitación: el proceso de generación del potencial de acción Esto se puede deber a un trastorno mecánico de la membrana, a los efectos químicos sobre la membrana o al paso de electricidad a través de la membrana. Todos ellos se utilizan en diferentes puntos del cuerpo para generar potenciales de acción nerviosos o musculares: presión nerviosa para excitar las terminaciones nerviosas sensitivas de la piel El método habitual para excitar un nervio o un músculo es aplicar electricidad a la superficie del nervio del músculo mediante dos electrodos pequeños, uno de los cuales tiene carga negativa y el otro positiva. Cuando se hace esto la membrana excitable se estimula en el electrodo negativo. La corriente negativa desde el electrodo reduce el voltaje del exterior de la membrana hasta un valor negativo más próximo al voltaje del potencial negativo del interior de la fibra. Esto reduce el voltaje eléctrico a través de la membrana y permite que se abran los canales de sodio, lo que da lugar a un potencial de acción. 31 4. Procesamiento de señales EMG Las señales se representan matemáticamente como funciones de una o más variables independientes. La variable independiente más común es el tiempo, y algunas señales que dependen de él son, por ejemplo, la voz, una onda de radio, un electrocardiograma, etc. El procesamiento de señales es un área de la ingeniería electrónica que se concentra en la representación, transformación y manipulación de señales, y de la información que ellas contienen. El procesamiento de señales en tiempo discreto se refiere al procesamiento de señales discretas en el tiempo o en el espacio. [37] Esto implica que sólo se conoce el valor de la señal en instantes o en puntos específicos, sin embargo, la amplitud de la señal es continua, es decir, puede tomar infinitos valores diferentes. Señales Mioeléctricas La señal mioeléctrica o electromiograma(EMG) se registra durante la contracción voluntaria del músculo esquelético. El EMG de superficie (sEMG) se detecta en la superficie de la piel utilizando electrodos unidos a la piel sobre el músculo de Fig. 24 [37] Diagrama de sistema de adquisición de señales EMG 32 interés. La señal resultante varía aleatoriamente sobre un valor medio cero. Esta señal puede procesarse para proporcionar información sobre el estado fisiológico y biomecánico del músculo. Este artículo cubre dos paradigmas principales de procesamiento: estimación de amplitud y análisis espectral. La estimación de amplitud de EMG implica estimar la desviación estándar de la señal que varía con el tiempo. Se cubren los estimadores de amplitud, desde el EMG integrado simple hasta los estimadores más complicados, que incluyen filtros de blanqueamiento previo, múltiples canales de EMG y suavizado adaptativo. El análisis espectral de EMG se realiza para caracterizar la señal en el dominio de la frecuencia, el análisis de Fourier de EMG estacionario, registrado durante isométricas, contracciones isotónicas y el análisis de frecuencia de tiempo de EMG no estacionario registrado durante contracciones dinámicas. 4.1. Sistema de adquisición de señales electromiografías 4.1.1. Electrodos [37] Los electrodos superficiales son colocados directamente sobre la superficie de la piel y son capaces de tomar registros poblacionales de la actividad bioeléctrica. El uso de los electrodos superficiales es mucho más adecuado para el estudio del comportamiento promedio de la actividad eléctrica de un músculo o grupo de músculos, lo cual es muy utilizado para detectar fatiga muscular y para monitoreo del rendimiento de deportistas. Los materiales de los que se constituyen la mayoría de los electrodos de superficie son muy variables, entre ellos están la plata, el oro, acero inoxidable, platino entre otros. 33 Una de las condiciones deseables en un electrodo, es que no sea polarizado, esto significa que el potencial en el electrodo no debe de variar considerablemente cada vez que la corriente pase a través de él. 4.1.2. Etapa de amplificación [37]La señal generada por una unidad motora tiene una amplitud aproximadamente de 250 µV durante la contracción. Debido a que las señales mioeléctricas son de pequeña amplitud, el ruido ambiental o en mayor medida el ruido de línea (60Hz) puede provocar una falsa interpretación de los resultados. Por lo tanto, el amplificador de la unidad de procesamiento necesita ser no sólo lo suficientemente sensible como para detectar y amplificar las pequeñas señales, sino que también debe rechazar los ruidos para obtener solo actividad electromiografía. Los amplificadores diferenciales permiten rechazar gran parte del ruido externo. Los amplificadores de instrumentación cumplen con esas características y están especialmente construidos para propósitos de instrumentación médica. A su vez permite variar el factor de amplificación con la modificación de un juego de resistencias. 34 Para la etapa de amplificación se puede utilizar un amplificador diferencial ad8221. El ad8221 es un amplificador de instrumentación de bajo costo de propósito general que puede ofrecer una excelente precisión. La protección de entrada interna puede soportar hasta ± 30 V sin sufrir daños. El ad8221 se activa con muy baja tensión de desplazamiento (50µV), la deriva (0.25µV / ◦ C) y un alto rechazo en modo común (115dB a T = 1,000). Funciona con voltajes de tan sólo ± 2.25V, lo que permite su uso con sistemas alimentados por baterías y de abastecimiento individuales de 5V. Para calcular la ganancia del amplificador se utiliza la ecuación: 𝐺 = 207 ∗ (𝑋 /1 𝑘Ω) Fig. 25 Amplificador de instrumentación AD8226 35 4.1.3. Etapa de filtrado [37] Además de la amplificación se requiere filtrar la señal electromiográfica en la banda de 20 Hz a 300 Hz. Para ello se necesita un filtro integrador pasa bajas y un filtro derivador pasa altas de primer orden. Fig. 26 Fig. 26 Se calcula a una frecuencia de corte de 300 Hz y se da un valor de Capacitor dando como resultado el valor de resistencia. Para calcular la frecuencia de corte se utiliza la siguiente ecuación: 𝑓𝑐 = 1 2πRC 36 5. Objetivos 5.1. Objetivos Principales. ● Diseñar una prótesis hackeable semejante a la morfología y con la locomoción esencial de la mano humana. ● Crear un dispositivo de adaptación humano-máquina mioeléctrico-no invasivo. 5.2. Objetivos Específicos. ● Controlar la mano robótica con sensores de electromiografía La finalidad de una prótesis es ayudar a complementar funciones, pero jamás reemplazar un miembro del cuerpo humano que se ha perdido, el objetivo es que el paciente pueda recuperar parcialmente su calidad de vida. 37 Metodología: 6. Diseño mecánico Para el diseño de la prótesis se procedió a utilizar los stl de la prótesis open source Dextra[39] para poder desarrollar la nuestra, Dextra originalmente solo es la mano derecha y sin antebrazo, así que se procedido a crear planos en base a los stl y modificarlos a conveniencia para diseñar la mano izquierda, también se agregó, una adaptación de antebrazo, y una adaptación a las piezas que simulan ser los metacarpianos para agregar otro tipo de motoreductor de engranajes y una adaptación interna para colocar los controladores de los motores y un microcontrolador ESP32,por el momento solo va a hacer el movimiento de pinza. Fig. 27 Render del ensamblaje de la mano en el software SolidWorks 38 Fig. 28 & 29 Render de los planos del ensamblaje y propiedades físicas del mismo 39 6.1. Diseño de los dedos La virtud de la prótesis es que sus dedos son modulares e intercambiarles fácilmente, lo cual permite reemplazar y dar mantenimiento fácilmente El movimiento se realiza mediante el accionamiento de un motor con una polea el cual procede a girar y enrollar un hilo de cáñamo, el cual se inserta en un conducto interno que está barrenado a lo largo de las piezas del dedo (Fig. 30 C) y que al accionarse el mecanismo se logra el movimiento de flexión, la extensión se realiza con unas ligas de ortodoncia de ¼ de pulgada que hacen la función de tendones, colocadas entre las piezas a nivel de los pernos de unión entré articulaciones. Fig. 30 Vista lateral del ensamblaje de un dedo A B C 40 Fig. 31 Vista lateral del ensamblaje de un dedo mostrando sus ángulos en posición de flexión. Fig. 33 Vista Superior en la que se pueden apreciar las cavidades donde van a ir las ligas de ortodoncia de ¼” que funcionaran como tendones y contrafuerza para hacer el movimiento de extensión. Fig. 32 Un micro-motor de engranajes va a hacer girar una polea para hacer que un hilo de cáñamo se enrolle en ella y así producir el movimiento de flexión Fig. 34 Vista lateral y de sección del dedo para poder apreciar mejor las cavidades barrenadas a lo largo de las piezas del dedo 41 Fig. 35 Planos del distal. Fig. 36 Planos del medial. 42 Fig. 37 Planos del Proximal. Fig. 38 Planos de la polea que va conectada al motoreductor. 43 Fig. 39 Planos del metacarpiano. 44 6.2. Diseño del pulgar El diseño del pulgar es parecido al de los demás dedos, salvo que este solo cuenta con las piezas del metacarpiano, proximaly distal, aparte cuenta con su respectiva pieza del abductor del pulgar que le permite un grado de libertad de movimiento de 90 grados Fig. 40 Vista lateral del ensamblaje del pulgar con su respectivo abductor. Fig. 41 Render del ensamblaje de la mano. Fig. 42 Render del ensamblaje de la mano 45 Fig. 43 Vista isométrica de cómo va conectado el abductor a un servomotor y a la parte dorsal del ensamblaje Fig. 44 Planos del abductor 46 Fig. 45 Planos de la palma Fig. 46 Planos del dorsal 47 Fig. 47 Render de la mano desde la perspectiva de la palma. Fig. 48 Render de la mano desde la perspectiva de la palma en posición de extensión. Fig. 49 Render de la mano desde perspectiva de la palma, pero con la pieza de la palma oculta, así se puede apreciar cómo van a ir los motores en el ensamblaje. 48 6.3. Simulaciones de Fatiga en computadora Las piezas del ensamble fueron sometidas a pruebas de fatiga para determinar en algún punto débil en el diseño, y de ser así proceder a modificarlo para prevenir posibles fallas de diseño. Fig. 50 Simulación de fuerzas actuando sobre ensamblaje dedo Fig. 51 Simulación de fuerzas actuando sobre pieza dorsal Las piezas soportaron cargas mayores a 15 kg sin embargo se recomienda no cargar nada mayor a 10 kg para protesis impresas en PLA. 49 6.4. Antebrazo y muñeca El Antebrazo va a ser preliminar y genérico por el momento ya que se procederá a hacer un modelo en 3D del miembro afectado del paciente que utilizará la prótesis con lo cual se podrá hacer un vaciado de la pieza del antebrazo justo a las medidas personalizadas del paciente, la conexión de la muñeca con la mano va a ser con un grip mecánico, por lo cual por el momento no va a contar con movimientos de muñeca. Fig. 52 Rendes transparentes y líneas de aristas visibles del antebrazo y antebrazo con muñeca. Fig. 53 Render del solido del antebrazo y muñeca. 50 6.5. Biomecánica de la mano Una vez hecha una representación de la cadena cinemática del dedo índice y pulgar, considerando cada junta ósea como una junta de un solo grado de libertad, se obtienen las siguientes representaciones en forma de diagrama. [16] Fig. 54. Diagrama equivalente de la estructura interna de la extremidad de miembro superior: dedo índice (Metacarpos a falanges distales)[16]. Fig. 55. Diagrama equivalente de la estructura interna de la extremidad de miembro superior: Pulgar (Metacarpos a falanges distales)[16]. 51 El diagrama de la Fig. 52, está constituido por cuatro grados de libertad (𝜃1, 𝜃2, 𝜃3 𝑦 𝜃4 ), en el caso del pulgar de la Fig. 26, son tres los grados de libertad los que la conforman (𝜃1, 𝜃5 𝑦 𝜃9), estas configuraciones no corresponden en su totalidad a la locomoción compleja de éstas estructuras biológicas (manos), sin embargo se ha escogido simplificarlas más, debido a “un mecanismo abierto con más de un eslabón siempre tendrá más de un grado de libertad, por lo que requiere tantos actuadores (motores) como grados de libertad tenga”, Franz Reuleaux (1829- 1905).[16] Diagramas equivalentes en cinemática cerrada La movilidad de un mecanismo es el número de parámetros de entrada, (casi siempre variables al par) que se deben controlar independientemente, con el fin de llevar al dispositivo a una posición en particular (Joseph Shinley) [2], esto quiere decir un acoplamiento de cuerpos rígidos por medio de restricciones mecánicas, para calcular esto tenemos la siguiente ecuación: 𝑀 = 3(𝐿 − 1) − 2𝐽1 − 𝐽2 [1] 𝑀 = 𝐺𝑟𝑎𝑑𝑜 𝑑𝑒 𝑙𝑖𝑏𝑒𝑟𝑡𝑎𝑑 𝑜 𝑚𝑜𝑣𝑖𝑙𝑖𝑑𝑎𝑑 𝐿 = 𝑁ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑒𝑠𝑙𝑎𝑏𝑜𝑛𝑒𝑠 𝐽1 = 𝑁ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑗𝑢𝑛𝑡𝑎𝑠 𝑑𝑒 1 𝐺𝐷𝐿 (𝑐𝑜𝑚𝑝𝑙𝑒𝑡𝑎𝑠) 𝐽2 = 𝑁ú𝑚𝑒𝑟𝑜 𝑑𝑒 𝑗𝑢𝑛𝑡𝑎𝑠 𝑑𝑒 2 𝐺𝐷𝐿 (𝑠𝑒𝑚𝑖) Aplicando la ecuación anterior a las cadenas de las ilustraciones 2 y 3, tenemos como resultado: 𝑀 = 3(5 − 1) − 2(4) = 4 𝐺𝐷𝐿 𝑀 = 3(4 − 1) − 2(3) = 3 𝐺𝐷𝐿 52 Se observa que las cadenas presentan un eslabón adicional en el conteo de sus eslabones 𝐿, este eslabón es la bancada del mecanismo, un eslabón fijo. El objetivo es aumentar la simplicidad del mecanismo, pudiendo producir 𝑀 = 1, para poder implementar un solo motor por dedo. Para esto proponemos la Fig.56, que será un modelo inicial para la modificación de la cadena resultante. De lo anterior podemos averiguar lo siguiente: Fig. 56. Cerradura de mecanismo por Grübler-Kutzbach. Un mecanismo abierto con más de un eslabón siempre tendrá más de un grado de libertad, por lo que requiere tantos actuadores (motores) como grados de libertad tenga. Toda cadena cinemática cerrada y mecanismo con un solo GDL reciben el nombre de: Sistema Restringido. Utilizando el diagrama geométrico de la Fig. 56, y aplicando la ecuación [1], las cadenas resultantes con 𝑀 = 1 para el índice y el pulgar se muestran en la Fig 57 y 58[16] 53 Fig. 57 Conversión a cinemática cerrada-restringida de diagrama cinemático equivalente de dedo Índice, Criterio Grübler-Kutzbach[16] Fig. 58 Conversión a cinemática cerrada-restringida de diagrama cinemático equivalente de pulgar, Criterio Grübler-Kutzbach[16] 54 6.6. Motores Cada uno de los actuadores responsables del movimiento de los dedos se componen de tres elementos estos son motor que en su eje tiene acoplado un encoder de 28 pulsos por vuelta y caja reductora de 100:1 ofreciendo 2800 pulsos por vuelta del eje reductor (ver Fig. 38), acoplada en el eje de la caja reductora e hilo flexor Proporción engranes = Este motoreductor es un motor de DC de 6 V de alta potencia en miniatura con escobillas de carbón de larga duración y una caja de engranajes de metal 986.41: 1, lo que lo convierte en una excelente opción para aplicaciones que requieren un control preciso a velocidades muy bajas. En general, este tipo de motores pueden funcionar a voltajes por encima y por debajo de sus voltajes nominales; Los voltajes más bajos pueden no ser prácticos y los voltajes más altos pueden comenzar a afectar negativamente la vida útil del motor. [38] 55 Mediante los planos y el diámetro de la polea visto en la figura 38, haciendo uso de la ecuación de una circunferencia se puede determinar la cantidad de vueltas que tiene que girar el motorreductor y a su vez se puede calcular el número de pulsos aproximados para realizar la flexión total de cada dedo. El cálculo del número de vueltas puede obtenerse mediante la siguiente ecuación: 𝑁 = L π ∗ d Dónde: 𝑳 es la longitud del respectivo hilo flexor en mm. 𝝅 es aproximadamente 3.1416. 𝒅 es el diámetro de la polea en mm. 𝑵 es el número de vueltas del eje del reductor. Dedo Normal: 1.65 vueltas de la polea Dedo Pulgar: 0.95 vueltas de la polea Pieza Longitud Hilo Dedo normal 40 mm Dedo Pulgar 25 mm Fig. 59 Vista lateral de un modelo de motoreductor similar al usado en nuestro proyecto Fig. 60 en la tabla se muestran la cantidad de vueltas necesarias para hacer el movimiento de flexión. 56 Fig. 61 Planos del Motor y foto del motor con su encoder para poder controlar la posición 57 6.6.1. Torque: Torque o el par es el momento de fuerza que ejerce un motor sobre el eje de transmisión de potencia. Si un cuerpo es capaz de rotar sobre un eje, el resultado de la fuerza es una combinación de la fuerza aplicada y la distancia al eje rotacional,(ver Fig 59). A este resultado se le conoce como par o torque y es el producto vectorial de multiplicar la distancia por la fuerza (F) perpendicular al eje de rotación (r), donde F y r son vectores. El torque es una magnitud vectorial, si α es el ángulo entre r y F, el valor numérico por definición del producto vectorial, es: Si se aplica una fuerza a 90° entonces la ecuación del torque es la siguiente: 𝑇 = r ∗ F Dónde: 𝝉: es el torque o par del motor F: es la fuerza en kg r: es el radio del motor. Fig. 62 58 6.6.2. Eficiencia: La eficiencia es la relación que hay entre el torque sobre la potencia del motor y la ecuación es la siguiente: ɳ = Ƭ 𝑃 = Ƭ Dónde: 𝝉: es el torque o par del motor 𝐏: es la potencia del motor que es igual a V*I. 𝛈: es la eficiencia del motor. 6.6.3. Número de pulsos: El cálculo del número de pulsos a contar para realizar la flexión total de cada dedo se realiza mediante la siguiente ecuación: 𝑃 = 𝑁 ∗ 𝐶 ∗ 𝑅 Dónde: 𝑵 es el número de vueltas del eje del reductor previamente calculadas. 𝑪 es el factor de reducción (1000:1) del motoreductor. 𝑹 es la resolución de conteos por cada vuelta del motor. 𝑷 es el número de pulsos calculado. Pieza Pulsos Dedo normal 3700 Dedo Pulgar 2800 Fig. 62 Pulsos necesarios para cerrar el dedo pulgar y el dedo normal 59 7. Diseño Electrónico 7.1. Modelo, control y procesamiento de señales Mioeléctricas Se procederá a utilizar el modulo del amplificador de instrumentación T084, el cual ya tiene internamente la etapa de amplificación y la de filtrado, lo cual permite mandar la señal directamente a un puerto de entrada del microcontrolador, el modulo se conecta a 3 electrodos de los cuales 2 son de referencia y uno va a un musculo cercano al hueso(tierra) Fig. 63 Modulo T084 60 Fig. 64 Esquematico T084 61 El sensor está diseñado para ser usado directamente con un microcontrolador, el modulo se encarga de amplificar, rectificar y suavizar la señal EMG, la cual puede trabajar perfectamente con el ADC(analog-to-digital) de un microcontrolador. Señal original Señal rectificada Señal rectificada y suavizada Fig. 65 Manipulación de la señal en el modulo 62 Especificaciones eléctricas para el módulo: Parámetro Min TYP Max Alimentación (Vs) +- 3v +- 5v +-30 V Ganancia 𝐺 = 207 ∗ (𝑋 /1 𝑘Ω) .001 Ω (0.002x) 50 Ω (10,350x) 100 Ω (20,700x) Señal de Salida (Rectificada y suavizada) 0 v -- +Vs Diferencial de entrada de Voltaje 0 mv 2-5 mv +Vs/ganancia Fig. 66 Especificaciones eléctricas del modulo 63 7.2. Características del microcontrolador Para la adquisición de datos ADC se utilizaría una ESP32 para procesarlos y posteriormente interpretarlos, la señal llega como con analog Input (señal analógica de entrada) 7.2.1. Descripción El módulo ESP32 utiliza un chip WiFi y Bluetooth de modo dual de 2,4 GHz mediante la tecnología de baja potencia TSMC 40nm, las mejores propiedades de potencia y RF, que es seguro, confiable y escalable para una variedad de aplicaciones. Cuenta con antena integrada y balun RF, amplificador de potencia, amplificadores de bajo ruido, filtros y módulo de administración de energía. La solución completa y económica que ocupa la menor cantidad de espacio. Fig. 67 Esquemático del ESP32 64 7.2.2. Características Alta relación rendimiento-precio Pequeño volumen, fácilmente incorporado a otros productos Función fuerte con soporte Protocolo LWIP, Freertos Compatible con tres modos: AP, STA y AP + STA Apoyo al programa Lua, fácil de desarrollar 7.2.3. Especificaciones Microcontrolador Tensilica LX6 de doble núcleo a 240 MHz con 600 DMIPS SRAM integrado de 520 KB Transceptor Wi-Fi integrado 802.11BGN HT40, baseband, stack y LWIP Modo dual integrado Bluetooth (clásico y BLE) 16 MB de flash Voltaje de funcionamiento de 2.2V a 3.6V -40 ° C a + 125 ° C de temperatura de funcionamiento Dimensiones: 4.8 x 2.5 x 1.5cm 65 7.3. Puente H Motores Para el control de los motores se procedió a utilizar el modulo puente H mx1508 ya que esté es de un tamaño muy reducido, y puede controlar 2 motores lo cual lo hace ideal para ser utilizado en la mano Fig. 68 & 69 IC MX1508 66 7.4. Arquitectura general del sistema Fig. 70 Diagrama de la arquitectura del sistema 67 8. Control de la prótesis En el procesamiento digital de señales se refiere a la obtención de información a partir de valores muestreados de las señales analógicas. Se describe el procesamiento digital de las señales mioeléctricas y se presentan las etapas de procesamientos implementadas. El software de análisis para la adquisición y análisis de señales se desarrolló en Matlab y la plataforma de instrumento virtual LabVIEW para graficar datos. Fig. 71 Diagrama del procesamiento de Datos el Labview para mostrarlos en una GUI 68 Dependiendo el método de agarre que esté seleccionado la mano se activará y mantendrá en reposo si el umbral de activación del musculo es superado, por el momento el único método disponible es el de pinza. Fig. 72 Interfaz gráfica en Matlab para mostrar la lectura de la señal EMG El programa para adquisición y análisis de señales EMG consta de varias etapas las cuales se describirán a continuación. 69 8.1. Procesamiento de la señal Mioeléctrica en Matlab Para hacer este algoritmo se nos proporcionó una señal EMG de un braquioradial izquierdo, y posteriormente se procesó en Matlab para poder determinar los umbrales de activación, se utilizaron los toolbox que trae de manera predeterminada el software para poder procesar la señal con el fin de entender el comportamiento y el procesamiento de las señales EMG. Fig. 73 Gráfica de la señal original sin ningún tipo de modificación 70 Fig. 74 Valor RMS de la señal Fig. 75 Señal RMS suavizada 71 Fig. 76 Análisis de espectro de potencia. Fig. 77 Se procede a hacer un análisis de densidad (densidad de potencia) y un histograma del mismo. 72 Fig. 78 Se transforma al dominio de la frecuencia con las funciones de transformada de Fourier en Matlab “ FT” Fig. 79 Se suaviza con una media móvil para poder interpretarla mejor, para tener menos variaciones, sirve para darle un umbral a las magnitudes de la señal 73 Fig. 80 Vista lateral del ensamblaje de un dedo 74 8.2. Control Motores Fig. 81 [38] Diagrama del encoder El encoder emitirá la señal que se utiliza para calcular la posición real y la velocidad. El cálculo de la posición y la velocidad se realiza mediante el controlador de motor de DC, el motor de DC envía el valor calculado (llamado valor de retroalimentación) de vuelta al microcontrolador Los sensores se alimentan a través de los pines VCC y GND. VCC puede ser de 2,7 V a 18 V, y las salidas en cuadratura A y B son señales digitales que son impulsadas a baja (0 V) por los sensores o llevadas a VCC a través de resistencias pull-up de 10 kΩ, dependiendodel campo magnético aplicado. Los comparadores de los sensores tienen histéresis incorporada, lo que evita señales falsas en los casos en que el motor se detiene cerca de un punto de transición. 75 Fig. 82 [38] Salidas de codificador A y B de un codificador magnético en un moto reductor de alta potencia (HP) que funciona a 6 V. 76 Fig. 83 Diagrama del controlador PID para los motores con encoder Control proporcional: Este es el control más importante, el que realmente mueve el motor la mayor parte del recorrido. Imagina que KP=1, KI=0 y KD=0 (al poner 0 anulamos ese tipo de control). Ahora imagina que el motor está en la posición 0 y queremos llevarlo a la posición 23000. El control proporcional tendrá casi todo recorrido el valor de 255 (el valor máximo del PWM) hasta que finalmente llegamos a la posición 23000-255, es decir a posición 22745, a partir de ese momento el valor del PWM irá bajando en proporción a la posición en la que se va acercando al punto designado. Si aumentamos el valor de KP, haríamos que se acercase un poco más, pero esto tiene un límite. Si el motor está libre de carga, por regla general, lo que sucede es que por la propia inercia del movimiento tiende a pasarse de la posición designada y se produce oscilaciones cada vez más lenta (si KP es lo suficientemente bajo, de lo contrario no pararía de hacerlo) [40]. 77 Control derivativo (o diferencial): La velocidad es una derivada, por eso se llama así. El control derivativo lo que hace es restar velocidad al motor en la medida que se acerca al punto designado. Este tipo de control elimina la oscilación que mencioné anteriormente en el control proporcional y también lo hará con el control integral. Un valor demasiado alto en la constante derivativa (KD) produce comportamientos especialmente ruidosos u oscilaciones arbitrarias. El control derivativo es muy sensible a los cambios porque trata de darle al motor la velocidad de llegada correcta [40]. Control Integral: El control proporcional "intenta" llegar a la meta, el derivativo ajusta la velocidad, por tanto, evita las oscilaciones, pues el control integral es la parte más sensible de este asunto: Cuando el motor se acerca a la meta, en el mejor de los casos, lo que hace es que si ve que todavía falta un poco para llegar al punto designado eleva el valor del PWM, hasta que consigue hacer que el motor se mueva lo suficiente. Una manera de experimentar esto es poner un valor muy pequeño a la constante integral (KI), si mueves el eje del motor notarás en tus dedos que hace un esfuerzo progresivo (cada vez más fuerte) para posicionarse en el mismo punto que en el que estaba. Un valor alto en KI sucede lo mismo que con KP y KD, el eje del motor oscila exageradamente [40]. Tiempo de muestreo: Es la unidad de tiempo que le dice al Arduino cada cuánto tiempo ha de realizar los cálculos. No actúa sobre el control proporcional, pero sí lo hace sobre el control integral y derivativo por razones matemáticamente obvias. El tiempo de muestreo es más importante de lo que parece y en la medida que se modifica este parámetro observarás que mejora o empeora el comportamiento del motor. KP = Es la que realmente hace mover al motor la mayor parte del recorrido. KI = Incrementa, en tiempos discretos, el valor del PWM, y lo hace en proporción a la desviación. KD = Ajusta la velocidad de llegada y eso tiene el efecto añadido de eliminar las oscilaciones que pueda provocar el control proporcional e integral. 78 En un control PID de posición convencional la parte más difícil de sintonizar es el control integral, sucede que el control integral se suma al control proporcional y como el control integral acumula las desviaciones anteriores [ITerm += (error * ki)], para cuando llega a la meta designada no le da tiempo a minimizar ese error (o desviación) y el motor tiene tendencia a ir un poco más allá del punto designado para luego corregirse. Normalmente lo que haríamos sería bajar la constante KI, o bien subir el valor de KD (o ambas cosas) para contrarrestar esa inercia, pero en muchos casos se hace muy difícil porque al aumentar/disminuir una de las constantes se suele necesitar reajustar las demás constantes. Se trata de que el control integral "ITerm" sólo sume el error proporcional cuando esté "frenado" entre dos tiempos consecutivos (Input-lastInput)=0. Para el resto de casos en vez de sumar el error proporcional, lo resta, pero no el error proporcional en este caso, sino tomando el error diferencial. En ambos casos se multiplica por la constante KI[40]. La lib PID realizará el ajuste según el valor de retroalimentación, el valor deseado, la ganancia de Kp, Ki y Kd y el factor de estabilización. Después del ajuste, el microcontrolador envía el comando junto con el valor del ciclo de trabajo de PWM al controlador del motor de CC, el motor de CC emitirá una señal PWM para controlar el motor de CC. Este proceso se repite en un bucle infinito. 79 8.3. Apartado Código: 80 Fig. 84 & 85 Métodos de la lib PID [40] 81 Fig. 86. Código compilado al ESP32 82 Fig. 87 código Compilado al ESP32 83 Fig. 88. Código compilado al ESP32 84 9. Resultados: Fig. 89 & 90 Ensamblaje de la mano y ensamblaje de la prótesis completa 85 Fig. 90 & 91 Vista transparente con aristas visibles y vista en solido del ensamblaje de la prótesis 86 Fig. 92 & 93 Renders de la prótesis 87 Fig. 94 Vista desde la perspectiva dorsal del ensamble físico de la mano impresa en 3D 88 Fig. 95 Vista interna de la palma 89 Fig. 96 Vista desde perspectiva de la palma del ensamblé físico de la mano comparada con una mano humana 90 “Para colaboraciones y mejoras en el diseño, todo el código fuente y los STL se pueden descargar en: https://github.com/AlanAlvarez21” Fig. 97 Vista desde perspectiva de la palma del ensamblé físico de la mano 91 10.Cronograma y costos Diagrama de Gantt: Fig. 98 & 99: Diagrama de Gantt general y costos de la prótesis 92 Costos: Artículos Precio Unitari o Cantidad Total Parcial Envío 1000:1 MicroMetal Gear Motor HPCB $25.95 6 $155.70 $20.45 Magnetic Encoder Pair Kit $7.95 6 $47.70 6-Pin Female $1.49 6 $8.94 2990 DRV8839 Single Brushed DC Motor Driver $3.49 6 $20.94 Servomotor para pulgar $10.12 1 $10.12 $5.24 Servomotor para muñeca $10 1 $9.50 $3.07 Electrodos EMG $17.31 3 $51.93 $2.54 Sensor Presión $1.58 2 $3.16 $0.86 ESP-32 Microcontrolado $3.57 3 $10.71 $3.65 Ligas ortodoncia $8.02 1 $8.02 0 Tornillos y tuercas M3 $27.78 1 $27.78 0 $326.72 $35.81 Total en USD $362.53 Fig. 100: Tabla costos 93 11.Conclusiones: El proyecto fue un reto debido a diversos factores como la aparición de una pandemia a nivel mundial, esto implico que no pudiéramos concertar demasiados acercamientos con nuestro paciente para entregarle la prótesis impresa, aun así avanzamos en una gran parte de nuestro proyecto utilizando las herramientas tecnológicas de TI disponibles actualmente, fue interesante poder trabajar en diversas áreas de la mecatrónica e integrarlas en un proyecto de esta naturaleza, la integración de áreas como la electrónica, mecánica, el control yel software fue un verdadero reto pero a la vez muy enriquecedor. El principal objetivo de nuestro proyecto, el cual tiene como meta proporcionar una prótesis de bajo costo hackeable que pueda llegar a devolver parcialmente la calidad de vida a las personas fue una motivación importante, el poder aplicar los conocimientos aprendidos para ayudar a los demás es muy satisfactorios, esté tipo de proyectos empleando tecnologías como la electromiografía aún tiene mucho camino por delante dejando así varios campos de estudio y diseño e investigación con camino aún por perfeccionar y seuigr mejorando los diseños hasta que podamos llegar al punto de realizar un adaptación humano-maquina al 100%, utilizando mejores tecnologías y más novedosos materiales y esto con mira a llegar al punto en el que se recupere la calidad de vida todos los aspectos: sociales, económicos, académicos, etc. Aún queda bástate que mejorar e implementar a está prótesis, una interesante implementación sería agregar movimiento en la muñeca sin sacrificar demasiado la ergonomía del diseño original, también agregar un algoritmo clasificador de movimiento musculares utilizando redes neuronales, el código fuente del proyecto y los STL están disponibles en un repositorio de GitHub (Apartado resultados) para todo aquel que quiera colaborar en un futuro. 94 12. Bibliografía [1] Monreal González, D. R. J. (s. f.). La mano, origen, evolución y su papel en la sociedad. Recuperado 10 de febrero de 2020, de http://scielo.sld.cu/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S0864-215X2007000200001 [2] Drake, R. L. (2013). Hand. En A. Wayne & A. W. M. Mitchell (Eds.), Gray’s Anatomy for students (3.a ed., pp. 792-818). Elsevier. [3] Romo H., Realpe, J., Jojoa P., “Análisis de señales EMG superficiales y su aplicación en Control de Prótesis de Mano”, Revista Avances en Sistemas e Informática, Vol. 4 No. 1, Medellín, 1657-7663, Junio de 2007. [4] J. M. Dorador Gonzáles, P. Rios Murillo, I. Flores Luna, and A. Juárez Mendoza, “Robótica y prótesis inteligentes,” Revista Digital Universitaria UNAM, vol. 6, no. 1, p. 15, 2004. [Online]. Available: http://www [5] V. Bundhoo, “Design and evaluation of a shape memory alloy-based tendondriven actuation system for biomimetic artificial fingers,” Master of applied science in the Department of Mechanical Engineering, University of Victoria, 2009. [6]Brito, J., Quinde, M., Cusco, D., & Calle, J. (2013). Estudio del estado del arte de las prótesis de mano. INGENIUS, N.◦ 9, 57-62. https://doi.org/10.17163/ings.n9.2013.08 [7] Parker P, Englehart K, Hudgins B. Myoelectric signal processing for control of powered limb prostheses. J Electromyogr Kinesiol. 2006;16:541–8. [PubMed] [Google Scholar] [9] López N., Soria C., Orosco E., et al, “Control mioeléctrico para movimientos en 2D de un manipulador robótico industrial” [8] J. L. Loaiza and N. Arzola, “Evolución y tendencias en el desarrollo de prótesis de mano,” no. 169, pp. 191–200, Agosto 2011. [Online]. Available: http://www.scielo.org.co/pdf/ dyna/v78n169/a22v78n169.pdf.revista.unam. mx/vol.6/num1/art01/int01.htm [10] P. Richard F, ff. Weir, “Design of artificial arms and hands for prosthetic applications,” in Standard handbook of biomedical engineering and design. Chicago, Illinois: Digital Engineering Library McGraw-Hill, 2004, ch. 32. http://scielo.sld.cu/scielo.php?script=sci_arttext&pid=S0864-215X2007000200001 https://doi.org/10.17163/ings.n9.2013.08 95 [11] Mallon WJ, Brown HR, Nunley JA, "Digital ranges of motion: normal values in young adults" Duke University Medical Center, Durham, N.C., USA,September 1991. [12] Milodarovic, B. (2014, septiembre). The various types of prehension. Researchgate. https://www.researchgate.net/figure/The-various-types-of-prehension_fig1_256757242 [13] Colaboradores de Wikipedia. (2020b, noviembre 20). Red neuronal artificial. Wikipedia, la enciclopedia libre. https://es.wikipedia.org/wiki/Red_neuronal_artificial#cite_note-1 [14] Colaboradores de Wikipedia. (2020, 17 abril). Perceptrón. Wikipedia, la enciclopedia libre. https://es.wikipedia.org/wiki/Perceptr%C3%B3n [15] Putti V. Historical prostheses. Scritti Medici. 1925;IX(4 to 5) First published La chirurgia degli organi di movimento. [Google Scholar] [16] Lizárraga, J. (2018). Mano inteligente para discapacitados usando redes neuronales pulso quaterniónicas (Vol. 1). [17] Meier RH. Functional Restoration of Adults and Children with Upper Limb Amputation. New York: Demos Medical Publishing; 2004. History of arm amputation, prosthetic restoration, and arm amputation rehabilitation; pp. 1–8. [Google Scholar] [18] Sauerbruch F. Die willkürlich bewegbare künstliche Hand Eine Anleitung für Chirurgen und Techniker. Berlin: J. Springer; 1916. [Google Scholar] [19] Max Planck Institute for the History of Science, Berlin The Virtual Laboratory – Essays and Resources on the Experimentalization of Life. Excerpt from the movie: Die willkürlich bewegbare künstliche Hand. < http://vlp.mpiwg-berlin.mpg.de/library/data/lit38416> (Accessed July 9, 2020) [Google Scholar] [20] L. Giuseppe, “The study of the electromyographic signal for the control of a prosthetic hand,” Master’s Degree in Computer Science Engineering Department of Electronics and Computer Science Engineering, Politecnico di Milano, 2009-2010. [Online]. Available: https://www.politesi.polimi. it/bitstream/10589/2282/1/201007Lisi.pdf [21] J. Trujillo Covarrubias and V. E. González López, “Las prótesis mecánicas,” México, p. 7, 2010. 96 [22] McFarland LV, Hubbard Winkler SL, Heinemann AW, et al. Unilateral upper-limb loss: Satisfaction and prosthetic-device use in veterans and service members from Vietnam and OIF/OEF conflicts. J Rehabil Res Dev. 2010;47:299–316. [PubMed] [Google Scholar] [23] The War Amps Using a Myoelectric Arm to its Full Potential. < www.waramps.ca/nac/life/myoarm.html> (Accesado September 20, 2020) [24] Light CM, Chappell PH, Hudgins B, et al. Intelligent multifunction myoelectric control of hand prostheses. J Med Eng Technol. 2002;26:139–46. [PubMed] [Google Scholar] [25] Zuo, K. J., & Olson, J. L. (2014b). The evolution of functional hand replacement: From iron prostheses to hand transplantation. NCBI. https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC4128433/#:~:text=One%20of%20the%20ea rliest%20records,to%20return%20successfully%20to%20battle. [26] Kuiken TA, Miller LA, Lipschutz RD, et al. Targeted reinnervation for enhanced prosthetic arm function in a woman with a proximal amputation: A case study. Lancet. 2007;369:371–80. [PubMed] [Google Scholar] [27] Marasco PD, Schultz AE, Kuiken TA. Sensory capacity of reinnervated skin after redirection of amputated upper limb nerves to the chest. Brain. 2009;132:1441–8. [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar] [28] Universidad Carlos III de Madrid Departamento de Departamento de Sistemas y Automática, & Cabás Ormaechea, R. (2011, enero). Metodología de diseño de manos robóticas basada en los estados de su sistema accionador. Recuperado de https://e- archivo.uc3m.es/handle/10016/11608 [29] Facultad de Ingeniería Mecánica y Eléctrica, Universidad Veracruzana, Álvarez Sánchez, E. J., & Gregorio Falfán, L. (2019, septiembre). El impacto de la impresión 3D en la construcción de una prótesis de mano. https://doi.org/10.29057/icbi.v7iEspecial.4167 [30] DEPARTAMENTO DE CIENCIAS DE LA ENERGÍA Y MECÁNICA, Pinto Garcia, K. J., & Lopez Hidalgo, D. F. (2017, marzo). INVESTIGACIÓN DE LA METODOLOGÍA PARA EL DISEÑO E IMPLEMENTACIÓN DE UN PROTOTIPO DE PRÓTESIS DE MANO BIÓNICA CONTROLADA AUTOMÁTICAMENTE PARA MANIPULACIÓN DE OBJETOS. Recuperado de http://repositorio.espe.edu.ec/xmlui/bitstream/handle/21000/13223/T- ESPEL-MEC-0100.pdf?sequence=1&isAllowed=y 97 [31] Contenido informativo - Potenciales de difusión. (2018, 21 mayo). Recuperado de https://blogmedicinaues.wordpress.com/acerca-de/[32] Josselynca, A. (2019, 4 febrero). POTENCIALES DE MEMBRANA Y POTENCIALES DE ACCIÓN. Recuperado de https://jossecabrera.wordpress.com/2019/02/03/potenciales- de-membrana-y-potenciales-de-accion/ [33] Noir, M. (2020). Guyton Y Hall. Tratado De Fisiologia Medica / 12 Ed. / Pd. Maarssen, Países Bajos: Elsevier Gezondheidszorg. [34] Hall, J. E. (2016). Guyton y Hall. Compendio de fisiología médica. StudentConsult (13a Edición) (13.a ed.). Maarssen, Países Bajos: Elsevier Gezondheidszorg. [35] Encalada, G. A. (2018). Análisis cinemático de los mecanismos para una prótesis biomecánica de mano y construcción de un prototipo utilizando el proceso de estereolitografía (1.a ed.). Universidad Politécnica Salesiana Sede Cuenca. [36] Portilla, E. A., Avilés, O. F., & Piña, R. (2009, 2 diciembre). ANÁLISIS CINEMÁTICO Y DISEÑO DE UN MECANISMO DE CUATRO BARRAS PARA FALANGE PROXIMAL DE DEDO ANTROPOMÓRFICO. scielo. http://www.scielo.org.co/pdf/cein/v20n1/v20n1a04.pdf [37] Correa-Figueroa, J. L., Morales-Sánchez, E., Huerta-Ruelas, J. A., González-Barbosa, J. J., & Cárdenas-Pérez, C. R. (2016). Sistema de adquisición de señales SEMG para la detección de fatiga muscular. Revista Mexicana de Ingeniería Biomédica, 37(1), 17-27. http://rmib.com.mx/index.php/rmib/article/view/78/136 [38] Pololu - Magnetic Encoder Pair Kit for Micro Metal Gearmotors, 12 CPR, 2.7-18V. (s. f.). Pololu. Recuperado 15 de marzo de 2020, de https://www.pololu.com/product/3081/blog [39] Villoslada, A. (2016, 26 febrero). Open-source myoelectric hand prosthesis. Recuperado 7 de diciembre de 2020, de https://hackaday.io/project/9890 [40] Robótica - Control PID para Arduino mejorado. (s. f.). Proyectos robóticos. Recuperado 1 de agosto de 2020, de https://sites.google.com/site/proyectosroboticos/control-de- motores/control-pid-mejorado [41] M. inStep 2005, “The art of making artificial limbs look lifelike,” pp. 1–8, 2005. [Online]. Available: http://www.amputee-coalition.org/spanish/ easyread/military-instep/cosmesis- ez.html [23] C. A. Quinayś Burgos, “Diseño y construcción de una prótesis robotica de mano http://rmib.com.mx/index.php/rmib/article/view/78/136 https://www.pololu.com/product/3081/blog https://hackaday.io/project/9890 https://sites.google.com/site/proyectosroboticos/control-de-motores/control-pid-mejorado https://sites.google.com/site/proyectosroboticos/control-de-motores/control-pid-mejorado 98 funcional adaptada a varios agarres,” Tesis de Maestría, Universidad del cauca,Facultad de Ingeniería Electrónica y Telecomunicaciones, Popayan,Colombia, 2010. [42] M. A. Pérez Romero, “Análisis cinemático e implementación de una mano robótica servo-articulada aplicable como prótesis,” Maestro en Ciencias en Ingeniería Mecánica con especialidad en Diseño Mecánico, Instituto Politécnico Nacional, Julio 2011. [Online]. Available: http://www.biblio-sepi. esimez.ipn.mx/mecanica/2011/Analisis [43] J. Ramírez Díaz de León, R. I. Flores Luna, M. García del Gállego, and J. M. Dorador González, “Rediseño de interfaz para prótesis mecánica transhumeral,” pp. 389–395, Septiembre 2011. [Online]. Available: http://somim.org.mx/articulos2010/ memorias/memorias2011/pdfs/A1/A1240.pdf [44] E. Garibay Castañeda, R. I. Flores Luna, F. Cuenca Jimenez, and J. M. Dorador González, “Diseño de un sistema amplificador de fuerza para prótesis mecánica,” pp. 216– 225, Septiembre 2012. [Online]. Available: http://www.paginaspersonales.unam.mx/ files/1031/Publica20130209211223.pdf [45] Petri RP, Aguila E. The military upper extremity amputee. Phys Med Rehabil Clin N Am. 2002;13:17–43. [PubMed] [Google Scholar] [46] J. Yang, E. Pena Pitarch, K. Abdel Malek, A. Patrick, and L. Lindkvist, “A multifingered hand prosthesis,” Mechanism and Machine Theory, pp. 555–581, Enero 2004. [Online]. Available: http://www.engineering.uiowa.edu/~amalek/ papers/Multi- hand%20prosthesis.pdf [47] Gaine WJ, Smart C, Bransby-Zachary M. Upper limb traumatic amputees. J Hand Surg (British and European Volume) 1997;22:73–6. [PubMed] [Google Scholar] [48] Reiter R. Eine neue Electrokunsthand. Grenzgebiete der Medizin. 1948;4:133–5. [PubMed] [Google Scholar] [49] Scott RN. Myoelectric control of prostheses: A brief history. Presentation at Proceedings of the 1992 MyoElectric Controls/Powered Prosthetics Symposium; Fredericton. August, 1992. [Google Scholar] [50] Sherman ED. A Russian Bioelectric-Controlled Prosthesis. Can Med Assoc J. 1964;91:1268–70. [PMC free article] [PubMed] [Google Scholar] 99 [51] Behrend C, Reizner W, Marchessault JA, et al. Update on advances in upper extremity prosthetics. J Hand Surg Am. 2011;36:1711–7. [PubMed] [Google Scholar] [52] J. Pelletier, “Touch bionics i-limb prostheses,” Biomedical Engineering, vol. Second Presentation, April 2013. [Online]. Available: http://www.ele. uri.edu/Courses/bme181/S13/1JustinP2.pdf [53] MEC 11 Raising the Standard, “Bebionic prosthetic design,” p. 4, August 2011. [Online]. Available: http://dukespace.lib.duke.edu/dspace/ bitstream/handle/10161/4733/4320Medynski. pdfsequence=1 [54] Scott RN, Parker PA. Myoelectric prostheses: State of the art. J Med Eng Technol. 1988;12:143–51. [PubMed] [Google Scholar] [55] WorkSafeBC Evidence-Based Practice Group. Edeer D, Martin CW. Upper limb prostheses – a review of the literature with a focus on myoelectric hands. Richmond, BC: WorksafeBC Evidence-Based Practice Group; Feb, 2011. < http://worksafebc.com/health_care_providers/Assets/PDF/UpperLimbProstheses2011.pdf> (Accessed September 20, 2020) [Google Scholar] 100
Compartir