Estudio sobre la marcha humana 1

Vista previa del material en texto

Estudio sobre 
la marcha humana 
• • •• • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • • 
Ingeniero Mecánico de lo 
Universidad Nacional de 
Colombia, sede Bogotá. Magíster 
en Materiales Procesos de 
Manufaclura de la Universidad 
Nacional de Colombia. Magíster 
en Métodos Numéricos para el 
Diseño en Ingeniería, de la 
Universidad Politécnica de 
Cataluña. Director del Programa de 
Ingen iería Mecánica de la 
Universidad Libre. 
1 Carlos Arturo Bohórquez Ávi lo 
1 NTRODUCCIÓN 
Lo marcho humano es uno de los acciones más complicados que efectúo el 
cuerpo, rozón por lo cua l es importante realizar estudios que nos ayuden a 
comprender mejor el mecan ismo de desplazamiento. Este conocimiento es la 
base del tratamiento sistemático de algunas enfermedades, así como del 
manejo de lo marcho humano con patología, especialmente cuando se 
manejan prótesis y ortesis, en este campo puede ser muy utilizado en diversas 
aplicaciones en el país, debido a diversos causas como son: las enfermedades 
epidemiológicas, los accidentes y la violencia . 
En la mayoría de los casos acceder a una prótesis trae uno serie de problemas 
asociados. Lo forma en la que se diseñó es generalmente, por su procedencia, 
fabricada con relaciones antropométricas diferentes a las de la población 
colombiana . Es importante entonces trabajar en la investigación y desarrollo 
de elementos mecánicos que puedan suplir con mejor eficiencia los miembros 
perdidos, buscado que éstos sean fabricados en nuestro país. 
Esto investigación busco aportar a este conocimiento, realizando un análisis 
cinemático y cinético de la marcha humana normal en tres dimensiones 
mediante la creación de un modelo matemático que simule los movimientos 
corporales, empleando un equivalente mecánico conformado por eslabones 
y juntos cinemáticas que semejan las medidas antropométricas de las personas 
a los que se les aplique el modelo. 
Por último, el modelo se compara con el análisis de marcha humana realizado en 
el Instituto de Ortopedia Infantil Roosevelt, en su laboratorio de marcha, 
contribuyendo de esta manera al bienestar de las personas con diversas patologías. 
l . Definición de marcha 
"La marcha humana es un proceso 
de locomoción en el cual el cuerpo 
humano en posición erguida, se 
desplazo hacia delante o atrás siendo 
su peso soportado alternativamente 
por ambas piernas; cuando menos 
un pie está en contacto con el suelo 
mientras el otro se balancea hacia 
delante como preparación al 
siguiente apoyo" 1; podría pensarse 
entonces que es un movimiento 
periódico. 
HUAN, Quina; YOKOI, Kazuhito. P/onning Walking Potterns for a biped Robot. Vol. 17. 
No. 3. Junio de 2001, págs. 280-288. 
 
li.t INVESTIGACIÓN Y TECNOLOGÍA / 
===-·=-----~ 
1 .1 Ciclo de marcha 
y sus fases2 
Durante un ciclo de marcha completo 
cada pierna pasa por una fase de 
apoyo durante la cual el pie se 
encuentra en contacto total o 
parcialmente con el suelo, seguido 
por una fase de oscilación, en la cual 
el pie se encuentra en el aire, al 
tiempo que avanza. La fase de apoyo 
comienza cuando el talón está en 
contacto con el suelo y finaliza 
cuando los dedos pierden el contacto 
con él; la fase de oscilación transcurre 
desde cuando el antepié se despega 
del suelo hasta cuando el pie se 
apoya en el talón nuevamente, como 
lo muestra la Figura 1 . 
El desarrollo del ciclo de marcha está 
marcado por una serie de etapas que 
se pueden relacionar de la siguiente 
manera: 
• Contacto talón suelo. 
• Apoyo completo de la planta del 
pie. 
• Despegue del talón. 
• Despegue de los dedos. 
• Oscilación de la pierna. 
• Contacto talón suelo. 
En general la duración de las fases 
son tomadas por la mayoría de la 
literatura consultada como un 
porcentaje del ciclo total; para la fase 
de apoyo también conocida como 
fase ortostática 4 se tiene un valor 
estándar de 60%, y 40% restante para 
la fase de oscilación. La Figura 2 
muestra cómo durante la marcha 
normal existe un período de tiempo 
Figura 1. Ciclo de marcha, se pueden apreciar que el ciclo inicia 
y finaliza con el contacto del ta lón3 
0% 10% 20% 30% 40% 50% 60% 70% 80% 90% 100% 
¡~:----------11~¡~ ~¡ 
Fase de Apoyo Fase de Balanceo 
Contacto del Talón Despegue de los dedos Contacto del Talón 
en el cual ambas extremidades se 
encuentran apoyadas; este apoyo 
doble hace la diferencia entre el 
correr y el andar. La fase en la que 
las dos extremidades están en 
contacto con el suelo es 
aproximadamente de un 1 0% del 
ciclo total de la marcha. 
1 .2 Métodos del estudio 
de la marcha 
La locomoción humana ha tenido dos 
métodos de investigación: uno es la 
cinemática que describe los 
movimientos del cuerpo en conjunto 
y los movimientos relativos de las 
partes del cuerpo durante las 
diferentes fases de la marcha, y el otro 
es del área de la cinética que se 
refiere a las fuerzas que producen el 
movimiento. Las fuerzas de mayor 
influencia en los movimientos del 
cuerpo en la marcha normal, son 
aquellas debidas a la gravedad y la 
reacción con el suelo. 
1 .3 Planos de referencia 
Para el estudio del cuerpo humano 
y con el fin de brindar una orientación 
lógica y fácil de entender, éste se ha 
divido en tres p lanos que se 
consideran perpendiculares. Éstos 
son el sagital, el transversal y el 
frontal. Estos planos se han definido 
de acuerdo a una orientació n 
cardinal, siendo ortogona les y con 
una intersección común en el centro 
de gravedad de l cuerpo humano. El 
plano frontal divide el cuerpo en 
mitad anterior y mitad posterior, por 
lo tanto es el plano en que se 
realizan los movimientos de cara. El 
plano sagital divide el cuerpo en 
mitad derecha y mitad izquierda y 
es el plano en que se realizan los 
movimientos de perfil. El plano 
horizonta l o coronal, como también 
se le conoce, divide el cuerpo en 
mitad superior y mitad inferior. En este 
p lano se realizan los movimientos 
vistos desde arriba o desde aba jo. 
PRAT, Joime y SÁNCHEZ-lACUESTA, Javier. Biomecónico de lo marcha humana normal y patológica. Madrid: Ed. Instituto de Va lencia. 
1999, págs. 32-50. 
http:/~oand.¡u;.om/llilli'S.Li.mcorn.e.rLlibraryL.or!.eska/l.l.0..:..0.2..pdf, agosto 1 de 2006. 
lAUDON, Janic; BELL, Stephonia y JHONSTON, Jane. Guía de Valoración Ortopédica Clínica. Editorial Paidotribio. 2001 , pág. 222 . 
 
2 . Análisis cinemático 
de la marcha humana 
Un análisis de este tipo describe los 
movimientos del cuerpo en conjunto y 
los movimientos relativos de las partes 
del cuerpo durante los d iferentes foses 
de lo marcho humano independiente 
de las fuerzas que se causan durante 
el ciclo, con este análisis es posible 
encontra r lo posición, velocidad y 
aceleraciones de codo uno de los 
elementos que componen el sistema 
poro codo instante de tiempo. 
Para describir el sistema de movim iento 
existen dos tipos de ecuaciones: las 
ecuaciones de restricción que denotan 
la relación entre los eslabones y son 
representadas por (/}< (q,t); también 
conoc idos como restricciones de 
posición y que dan lo definición 
geométrica de los movimientos 
permisibles por el sistema, si las unimos 
con las de accionamiento tenemos un 
sistema de restricciones que viene dado 
por el vector: 
(l) ({)(q, t) =[<D: ~q,t ))~ 
éD \q, t J 
En donde <P es el vector de posición, 
q es la coordenada del punto, tes el 
tiempo, K es el índice que representa 
las restricciones de posición y D el 
que representa el ímpetu para que el 
mecanismo se mueva. 
Al diferenciar estas ecuaciones respecto 
al tiempo con lleva a obtener las 
ecuaciones de velocidad de lo forma: 
(2) CD /¡= -tDt =v 
Y la diferenciación respecto a l tiempo 
de la velocidad sería: 
Figura 2 . Secuencia de las etapasde apoyo y balanceo durante lo marcha 
BALANCEO IZQUIERDO APOYO IZQUIERDO 
APOYO DERECHO BALANCEO DERECHO 
Apoyo 
Doble 
A poyo Sencil lo Apoyo 
Doble 
Apoyo Sencillo A poyo 
Doble 
(3) 
<D q·· = -(<D á) q· - 2<D á - CD ='Y q 1J 1 q IJI 1 11 
Para lo solución de este sistema de 
ecuaciones se presume q ue 
<P llamada Matriz Jacobina es no q 
singular, lo cual implica q ue el 
determinante de este arreglo tiene que 
ser diferente de cero. El análisis de la 
cinemática de sistemas mecánicos 
conlleva a solucionar sistemas no 
linea les, entonces se hace necesario 
emplear métodos numéricos para la 
solución de estos sistemas de ecuaciones. 
Figura 3. 
Planos en los que se divide el 
cuerpo humano paro su estudio5 
P LI'lno 
Sl'lG II'lL 
3. Modelo cinemático 
eslabonado 
Para el desarrollo del modelo se supone 
que los huesos son elementos rígidos, 
siendo posible el aislamiento del 
sistema esquelético, si suponemos que 
los componentes del miembro inferior 
son los componentes de una máquina 
adaptada para realizar unos movimientos 
establecidos para una actividad 
predeterminada obteniendo un modelo 
de eslabones y juntos mecánicas. Para 
tratarlo como tal es necesario hacer las 
siguientes suposiciones: 
l. Cada segmento se tomará como 
un elemento rígido para el cual las 
deformaciones serón despreciables 
y no tendrá en cuenta la masa. 
2 . El mecanismo adoptado sigue lo 
línea del eje mecánico del 
miembro inferior. 
3 . Las articulaciones serán 
consideradas como miembros 
cinemáticos sin fricción, y cada 
una será sintetizada de tal forma 
que se generen los movimientos 
principales. 
4. La articulación de la rodilla será 
simplificada de tal forma que se 
ROBERTS, Suson L. y FALKENBURG, Shoron A. Biomechonics: problem so/ving for functiono/ octivity. Madrid: Mosby Yeor Booke, 1991. 
ISBN: 0-8016-4047-4. 
 
w:e INVESTIGACIÓN Y TECNOLOGÍA / 
____ _____, 
supondrá que tiene su centro de 
rotación fijo en un punto durante 
todo el movimiento. 
5. El movimiento de lo rodillo 
está restringido o realizar 
hiperextensiones. 
6. Los miembros superiores, lo 
cabezo y el t ronco se ignoran. 
7. El ciclo de marcha se considera 
simétrico por esto rozón sólo se 
tiene en cuento el miembro 
derecho. 
8. El tiempo de codo fose se 
asumirá en porcentajes. 
9. Lo marcho que se realizo ocurre 
en valores; ocurre en uno 
superficie plano horizontal. 
De acuerdo con lo anterior, y teniendo 
en cuento que se consideran 
despreciables los translaciones en 
consideración con los rotaciones, 
codo articu lación tiene tres grados 
de libertad, los movimientos están 
restringidos por ligamentos y 
cápsulas en los articulaciones. 
4. Grados de libertad 
Poro lo determinación de los grados 
de libertad del modelo, se hará 
basados en la siguiente expresión: 
k=m-n 
Donde k es el número de grados de 
libertad (GOL), m es el número de 
pares cinemáticos por el número de 
ecuaciones de restricción introducida 
por este, y n es el número de cuerpos 
en movimiento por el número de 
coordenadas. 
n= 7 cuerpos en movimiento x 6 
coordenadas 
n = 42 
m = (2 juntas esféricos x 3 
restricciones) + (2 juntas esféricos x 3 
restricciones) + (2 juntas esféricos x 3 
restricciones)+ {l junta esféricos x 3 
restricciones) 
m = 6 + 6+6 + 3 
m=21 
Por lo tonto GOL del sistema son: 
k= 42- 21 
k = 21GDL 
Uno de las suposiciones hechos es 
que lo marcho es simétrico, se puede 
tomar entonces la cinemática de uno 
de los miembros y analizarla, y poro 
el otro estará desfasado kt segundos; 
esta simplificación hoce que los 
grados de libertad se reduzcan a la 
mitad, es decir, 12 GOL, estos deben 
coincidir con el número de ecuaciones 
de accionamiento definidos poro el 
modelo. 
Lo cinemática del miembro derecho 
se analizo desde que el tolón se 
encuentro en contacto con el suelo, 
punto inicial para los cálculos; en esto 
porte de lo investigación no se tendrá 
en cuento el suelo como restricción. 
Luego se hará el análisis poro el 
cálcu lo de los fuerzas. 
5. Análisis de fuerzas 
ejercidas en el miembro 
inferior durante la 
marcha humana 
Durante la marcho humano el cuerpo 
está sometido a diversos cargos 
que interactúan poro permitir no solo 
e l movimiento del mismo, sino 
también poro preservar el equilibrio 
y desarro llar armónicamente los 
movimientos. Muchos de estos 
fuerzas tienen un origen interno, 
originados por los múscu los, 
tendones o ligamentos del cuerpo, 
siendo el peso generado por lo 
gravedad la única fuerza externa que 
actúa sobre el cuerpo. Los fuerzas 
internas no están incluidas en este 
análisis. 
Poro poder definir un sistema de 
fuerzas estáticas que actúen en el 
cuerpo humano es necesario 
establecer unos limitantes que validen 
el modelo. En primer lugar, las fuerzas 
estáticas se analiza rán en las 
posiciones más críticas de la marcha 
humana, siendo estos lo fase de 
apoyo de tolón, el apoyo medio y, 
por último, lo fose de despegue o 
apoyo en lo punto del pie. Así mismo, 
paro realizar el cálculo de los fuerzas 
estáticos en estos posiciones, se 
asume que ningún músculo ni tendón 
está actuando y que tan solo el peso 
del cuerpo está generando uno 
reacción en los articulaciones y el 
piso . Los datos iniciales con los que 
se trabajo son los de uno mujer 
colombiano de l .59 metros de 
estatura y uno maso de 49 Kg. 
5.1 Definición 
de la fuerza estática 
Maso del sujeto: 49 Kg. 
Gravedad asumido: 9.8 m/s2 
Peso del cuerpo: 49 Kg. * 9.8 m/ s2 
= 480.2 Newton 
Esto magnitud del peso se ubico en 
el centro de gravedad del cuerpo, el 
cual se encuentro la región central 
del abdomen, aproximadamente o lo 
altura de l ombligo. La p r imero 
posición en lo que se deben tener en 
cuento los fuerzas estáticos que ejerce 
el cuerpo, es en lo posición inicial o 
de reposo. Poro esto situación se 
 
Figura 4. Representación de la 
fuerza e jercido por el peso del 
cuerpo en la posición de reposo 
Centro de 
¡----+Gravedad 
480.2 N 
240.1 N 240.1 N 
Fuente: El autor. 
asume que las articulaciones de la 
rodilla y el tobillo están normalmente 
derechas y se pueden asumir que las 
fuerzas ejercidas actúan totalmente 
perpendiculares. 
Asumiendo que la fuerza se desplaza 
por el centro de gravedad del cuerpo 
humano y que este se encuentra 
simétricamente ubicado en el tronco 
de la persona, podemos decir que el 
total del peso descansará sobre el 
sistema óseo de la pelvis y que a partir 
de ese momento, la carga se 
distribuirá en 2 magnitudes de 240.1 
N, que son soportadas por las piernas 
hasta su distribución final en los pies. 
El primer punto en donde se quiere 
hallar una fuerza estática (se está 
asumiendo que el sujeto se encuentra 
estacionario en ese punto por algún 
tiempo considerable para llamarle 
una fuerza estática), es en el inicio 
del ciclo de la marcha, a l apoyar el 
talón. Para estos aná lisis de fuerzas 
estáticas solo se emplea la fuerza 
generada por el peso del cuerpo. Más 
adelante se centrará la atención en 
la s fuerzas ge neradas po r e l 
movimiento del cuerpo. Se co nsidera 
que el talón está p lenamente 
apoyado y que el otro pie está 
despegado del suelo. 
Estando ya establecidos e l punto 
inicial del ciclo de marcha y su fase 
de apoyo medio, como se mencionó 
anteriormente, el tercer punto sobre 
e l cua l se realizará e l aná lisis de 
fuerza estática será al momento de 
apoyar la punto del p ie justo antes 
de que se presente apoyo bipodal, 
asumiendo de esta manera que para 
todos los casos la pierna está 
soportando la totalidad del peso del 
cuerpo. 
Las fuerzas que se presentan en esos 
momentos están determinadas por 
las l íneas de carga o fue rzas de 
reacc ión del suelo en d ichos 
instantes. Esta fuerzade reacción es 
un vector originado en el centro del 
punto de contacto y el pie . Durante 
la fase de apoyo la fuerza aplicada o 
de reacción de la cadera sobre el 
fémur, debe ser igual en magnitud y 
dirección pero de sentido opuesto a 
la fuerza de reacción del suelo sobre 
el pie en el punto de apoyo. 
Paro obtener el valor de la reacción 
y la orientación de la línea de carga, se 
debe realizar un cálculo trigonométrico 
en donde se establece la línea de 
acción de la fuerza para dos instantes 
determinados en la marcha humana: 
el apoyo del talón y la fase previa al 
levantamiento de los dedos. 
Sin embargo, pa ra realiza r un 
adecuado cálculo del valor de la 
reacción, es importante tener en 
cuenta una serie de factores 
adicionales que conllevan a la 
elaboración de un modelo más real; 
entre otros es importante tener en 
cuento: longitud de los huesos de lo 
extremidad inferior y los va lores 
angulares de los articulaciones de la 
pierna en codo uno de los posiciones 
o ana lizar. 
Adicionalmente el valor de lo 
d istancio entre la articulación del 
tobillo y lo planta del pie se asumirá 
como seis centímetros, basándose en 
los datos del Instituto Roosevelt. De 
la mismo manera, lo distancio entre 
el tolón y el tobil lo se asume como 3 
centímetros. 
Tabla 1. Dimensiones antropométricos paro el desarrollo del modelo 
Segmento Dimensión en cms. 
Fémur 
Tibia 
Ancho del Pie 
Distancio Talón - l ° Falange 
4 7.2 
42.9 
25.3 
20.4 
Fuente: Parámetros antropométricos de lo población laboral colombiano. 
 
'"' INVESTIGACIÓN Y TECNOLOGÍA / 
----~ 
Tabla 2. Posiciones angulares de la extremidad inferior 
Pie 
Con respecto al plano vertical perpendicular al suelo 
Fuenle: Instituto de Ortopedia Roosevelt. 
Para el cálculo de las fuerzas estáticas 
ejercidas por el peso del cuerpo 
durante la fase de apoyo del talón, 
se realizó un diagrama de cuerpo 
libre simplificado en el que se indican 
las fuerzas, segmentos y los diversos 
ángulos necesarios para desarrollar 
el análisis de fuerza. 
Los valores de las posiciones 
angulares del pie y de la espinilla se 
establecen en la Tabla 2, de acuerdo 
a los datos obtenidos en el Instituto 
Roosevelt. Así mismo, los valores 
antropométricos se establecen en la 
Tabla 1 y fueron seleccionados del 
estudio realizado por Estrada y 
Ca macho. 
Para el diagrama de la Figura 5, la 
distancia L será la suma de las 
longitudes de tibia y peroné más 6 
centímetros, que es la distancia entre 
la articulación del tobillo y la planta 
del pie en donde se encuentra la 
superficie de contacto. 
Con las medidas de L y S, podemos 
obtener el valor de a = 1 .78°. 
Al tener a se puede despejar el valor 
de la distancia H donde H = 96.14 
cm. 
Con a y H se calcula Q, que 
representa el brazo del momento que 
causa la componente en X de la 
fuerza de reacción ejercida en el talón 
del pie. Q = 86.99 cm. 
Con los valores de Q y H, se halla el 
ángulo b para después hallar el va lor 
de q, que representa el brazo del 
momento causado por la 
componente vertical de la fuerza de 
reacción. b= 25.2114°, Finalmente, 
q= 40.95 cm. 
Se pueden calcular las reacciones Ry 
= 480.2 N y R, = 226.08 N. 
Finalmente, con los valores de las 
componentes ho rizonta les y 
verticales, se puede hallar la fuerza 
de reacción del suelo R: 
R= 530.75N 
La fuerza de reacción externa 
generada durante el apoyo en la 
punta del pie de la misma forma en 
la que se calculó la anterior: 
R= 547.8469N 
Es importante notar que cuando 
el cuerpo está apoyado en la 
punta del pie, la reacción generada 
es mayor que cuando se 
está apoyando el talón . Este 
comportamiento nos indica que las 
fuerzas más críticas de la marcha 
humana se generan hacia el fina l 
del ciclo y no al comienzo ni en su 
fase media. Esta misma fuerza de 
reacción estaría soportada tanto en 
la articulación del tobillo como en 
la rodilla, siendo obviamente 
transportada a través de los huesos 
de tib ia y peroné . Sin embargo, 
como se mencionó anteriormente, 
en estas reacciones sólo se tuvo en 
cuenta el peso del cuerpo y se están 
desconociendo una serie 
importante de fuerzas internas que 
se producen en el cuerpo humano 
cuando éste se encuentra en el 
proceso de marcha. 
Para el reporte de análisis de marcha 
para el presente trabajo, como se 
ha venido mencionando antes, se 
contó con la cooperac ión del 
Instituto de ortopedia Roosevelt y su 
Laboratorio de marcha humana, en 
donde se logró hacer el aná lisis de 
marcha a una paciente sin 
a lteraciones fisiológicas o mentales 
que alteren el patrón de marcha. La 
figura a continuación presenta el 
reporte original generado en el 
Figura 5. Diagrama de cuerpo 
libre para el momento del apoyo 
de talón 
R 
 
-
Figura 6. Reporte de fuerzas en las articulaciones durante la marcha humana 
Laboratorio Análisis de Movimierto LMF0-009 
Gait Analysis Report • Vaughan Marker Set- Joint Forces (Gait Cycle) 
Trlal Jntonnatlon Gai1: Cycle Parameters laft Righl Gait C y ele Parometers (2) laft Rigtot 
Descnplioo Vov~ana Prueba Set Kenh Loading Response (%) 937 10.29 Stride Length (m) 1.23 1.25 
Frie viviana_set_ kerth 3d Srngle Stance (%) 3906 38.23 step Length (m ) 0.58 0.58 
Subject Unloading Response (%) 10 93 11 76 Step W idth (m) 0.05 0.05 
ID SWing (%) 40.62 39.70 Gait Veloclty (mis) 1.16 110 
Date Julio 1112002 Stnde Duration (s) 106 1 13 
Diagnosis Prueba Se! de Marcadoras step Duratron (s) 0 55 0.58 Left 
Comments Kerth Vaughan Toma 8 (· 10) Gadence (Siepslmin) 112.49 105.88 Rrght 
Hi p Flex/Ext Force Hip Add/Abd Foroe Hip Rotalion Foroe 
Flx Add 
Ext Abd 
1 kL-----~-----L~~~----~ -1kL-----~-----L-J~~----~ 
o 25 50 75 100 o 25 50 75 100 100 
Knee FlekiExt Force Knee R.otation Force 
100 100 
Foot Rot.ation Fon::a 
lnt 
Ext 
-1 k L-----''-----'--''---'--~ 
o 25 50 75 100 
·1k'-----'-----'--''---'--~ 
o 25 50 100 
1 koL-----2~5-----50~~--7~5------'1oo 
Letl GaitCycle (%) - Rrght Len Ga~ Cycle (%) - Rrght Len Gart Cyc:Je (%) - Rlght 
Fuente: lnstitulo de Ortopedia Roosevelt. 
 
Mtt INVESTIGACIÓN y TECNOLOGÍA / 
--------' 
software Ariel Dynamics, que se 
encarga de recoger y organizar los 
datos del laboratorio de marcha del 
Roosevelt. 
La escala vertical muestra la magnitud 
de la fuerza generada en la 
articulación y se encuentra en 
Newton. La escala horizontal muestra 
el porcentaje del ciclo de marcha que 
ha transcurrido. El ciclo de marcha 
analizado tiene una duración de 1 .29 
segundos. A lo largo de este ciclo, 
las cámaras que registran el 
movimiento de los marcadores 
dividen el ciclo en 123 cuadros o 
"frames". Para cada cuadro, los 
marcadores transmiten la información 
de las fuerzas, posición angular y 
momentos que se están generando. 
Con base a esta información, el 
software del laboratorio de marcha 
elabora y corrige cada una de las 
curvas, generando los reportes que 
se muestran en la figura . 
CONCLUSIONES 
El estudio de la marcha humana con 
antropometría colombiana permite 
que parámetros cinemáticos y 
cinéticos se tengan en cuenta para 
el diseño en aparatos protésicos y de 
recuperación. 
Es posible realizar un análisis 
cinemática de la marcha humana 
normal y patológica, sintetizando el 
miembro a un equivalente mecánico 
de barras y juntas cinemáticas; este 
esquema es apropiado para ser 
considerado en cualquier miembro del 
aparato locomotor durante un ciclo. 
El estudio de fuerzas puede ser 
aplicado al diseño de elementos de 
prótesis y ortesis con gran precisión 
de los valores encontrados. 
BIBLIOGRAFÍA 
ARAÚJO MONSALVO, Víctor Manuel. 
Desarrollo de un modelo 
tridimensional de lo pelvis por medio 
del método del elemento finito. 
Artículo de investigación original, 
RevistoMexicana de Ingeniería 
Biomédica, vol. XXV, núm. 2, 
septiembre 2004, págs. 160-1 64. 
BOSKEY, A. L. Voriotions in bone 
mineral properties with oge ond 
diseose, ¡ musculoskel neuron interoct. 
2002, 2(6):532-534. 
CUADRADO, Teresita R. y ABRAHAM, 
Gustavo A. Propiedades mecánicos 
de biomoterioles. Instituto de 
Investigaciones en Ciencia y 
Tecnología de Materiales (INTEMA) 
(unmdpconicet), J. B. Justo 4302, 
b7608fdq, Mar del Plata, Argentina. 
HUAN, Quina y YOKOI, Kazuhito. 
Plonning wolking potterns foro biped 
robot. Vol. 17, No. 3, Junio de 2001, 
págs. 280-288. 
IVANENKO, Y. P.; GRASSO, R.; 
MACELLARI, V. y LACQUANITI, F. 
Control of foot tro¡ectory in human 
locomotion: role of ground contoct 
forces in simulated educed grovity. 
Sezione di Fisiologia Umana, lstituto 
Scientifico Fondazione Santa Lucia, 
Laboratorio di lngegneria, 00179, 
Ro me. 
LAUDON, Jonic; BELL, Stephania y 
JHONSTON, Jane. Guío de 
valoración ortopédico clínico. 
Editorial Paidotribio, 2001, pág. 222. 
PRAT, Jaime y SÁNCHEZ-LACUESTA, 
Javier. Biomecánico de la marcho 
humano normal y patológica. Madrid, 
Ed. Instituto de Va lencia, 1999, págs. 
32-50. 
PRESSEL, Thomas; BOUGUECHA, 
Anos; VOGT, Ute y MEYER-
LINDENBERG, Andrea. Mechonicol 
properties of femoral trobeculor bone 
in dogs. Published: 17 march 2005, 
Biomedical engineering online 2005, 
4:17 doi: 1 0.1186/1475-925x-4-
17. 
RATNER, B. D.; HOFFMAN, A. S.; 
SCHOEN, F. J. y LEMONS, J. E. (eds). 
Biomoteriols science: on introduction 
to moteriols in medicine. Chopter 1: 
Properties of moterio/s. Academic 
Press, 1996. 
ROBERTS, Susan L. y FALKENBURG, 
Sharon A. Biomechonics: problem 
solving for functionol activity. Madrid, 
Mosby Year Booke, 1991. 
SHACKELFORD, James F.lntroduction 
to materiols science for engineers. 
Macmillan Publishing Company, New 
York, 1992. 
SMITH, William F. Fundamentos de lo 
ciencia e ingeniería de materia/es. 
Segunda edición, McGraw-Hill, 
1993. 
SZYCHER, Michael (ed). High 
performance biomoteriols. Port 2: 
Fundamental properties ond test 
methods. Technomic Publishing Co., 
1991, págs. 37-142. 
YOUNG, R. J. lntroduction to 
polymers. Chapmon and Hall, 
1986. 
ZEMAN, María Elvira; GARCÍA, J. M. 
y DOBLARÉ, Manuel. "Simulación 
mediante el método de los elementos 
finitos del alendronato en un modelo 
de remodelado óseo basado en 
mecánica de daño", en Acta 
Científico Venezolano, 54: 36-42, 
2003.