INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
UNIDAD ZACATENCO
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA
REHABILITACIÓN DE LESIÓN
MEDULAR DE MIEMBRO
INFERIOR
PROYECTO TERMINAL
QUE PARA OBTENER EL TÍTULO DE
DIRIGIDA POR: Dr. CHRISTOPHER RENÉ TORRES SAN MIGUEL
Dr. RAFAEL RODRÍGUEZ MARTINEZ
P R E S E N T A N:
SERGIO CORTÉS RAMÍREZ ADRIÁN DUARTE MONDRAGÓN
MÉXICO, D.F. AGOSTO DEL 2013
INGENIERO EN CONTROL Y AUTOMATIZACIÓN
INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONALESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELECTRICA
UNIDAD PROFESIONAL "ADOLFO LÓPEZ MATEOS"
TEMA DE TESIS
QUE PARA OBTENER EL TITULO DE INGENIERO EN CONTROL Y AUTOMATIZACION
POR LA OPCIÓN DE TITU LACIÓN PROYECTO DE INVESTIGACIÓN SIP20120564DEBERA(N) DESARROLLAR C. SERGIO CORTÉS RAMÍREZ
C. ADRIÁN DUARTE MONDRAGÓN
"ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBROINFERIOR"
DISEÑAR UN EXOESQUELETO PARA EL CONTROL DE LOS MOVIMIENTOS DEL MIEMBRO INFERIOR, QUEMEDIANTE ACTUADORES Y DISPOSITIVOS ELECTRÓNICOS DIVERSOS, REGISTREN PARÁMETROS DE
POSICIÓN Y DESPLAZAMIENTO PARA PROPORCIONAR MOVIMIENTOS DE FLEXIÓN Y EXTENSIÓN AL TOBILLOY RODILLA, CON LA FINALIDAD DE ESTABLECER UN PROTOCOLO DE REHABILITACIÓN PARA LA MARCHA
HUMANA.
;> ANTECEDENTES GENERALES DE LAS ÓRTESIS y EXOESQUELETOS.;> BIOMECÁNICA DEL MIEMBRO INFERIOR.;> DISPOSITIVOS DE ADQUISICIÓN DE DATOS.;> MECÁNICA. ELECTRÓNICA Y CONTROL.;> PRESUPUESTO.;> ANÁLISIS DE RESULTADOS, CONCLUSIONES Y TRABAJOS A FUTURO.
MÉXICO D. F., A 01 DE AGOSTO DE 2013.
ASESORES
GUEZ MARTÍNEZDR. CHRISTOPHER RENÉ TORRES SAN MIGUEL
DRA.~ÁN~lTAr>.r<TTr>...,.
JEFA fiEL DEPARTAMENTO .n.'-'.n. .................
INGENIERÍA EN CONTROL Y¡PN
JEFATI)C?" le A
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ÓRTESIS ACTIVA PARA REHABILITACION
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. i
Contenido
Índice General i
Índice de Figuras iii
Índice de Tablas v
Resumen vi
Abstract vi
Objetivo General vii
Objetivos Específicos vii
Justificación viii
Capítulo I. Antecedentes generales de las Órtesis y Exoesqueletos
I.1 Reseña histórica de la rehabilitación 2
I.2 Órtesis y Exoesqueletos 3
I.2.1 Órtesis Pasivas 3
I.2.2 Órtesis Activas 4
I.3 Lesión medular 6
I.3.1 Datos estadísticos 6
I.3.2 Tratamiento de lesión medular 7
I.4 Estado del arte 7
I.5 Planteamiento del problema 22
Capítulo II. Biomecánica del Miembro Inferior
II.1 Biomecánica 24
II.2 Consideraciones anatómicas 24
II.2.1 Anatomía de la cadera 24
II.2.2 Anatomía de la rodilla 25
II.2.3 Anatomía del tobillo 26
II.2.4 Anatomía del pie 27
II.3 Análisis de la biomecánica de la marcha 28
II.3.1 El ciclo de la marcha 31
II.3.2 Parámetros de la marcha 33
II.3.3 El centro de gravedad durante la marcha 33
II.3.4 Determinantes de la marcha 33
II.3.5 Fases de la marcha 34
II.3.5.1 Fase de apoyo 34
II.3.5.2 Contacto o apoyo del talón 35
II.3.5.3 Posición media 35
II.3.5.4 Propulsión o despegue digital 36
II.3.5.5 Fase de balanceo 36
II.3.6 Comportamiento del miembro inferior en la marcha 37
II.3.6.1 Contacto inicial 38
II.3.6.2 Respuesta a la carga 38 II.3.6.3 Apoyo medio 38
II.3.6.4 Apoyo final 38
II.3.6.5 Pre balanceo 39
II.3.6.6 Balanceo inicial 39
II.3.6.7 Segundo balanceo 39
II.3.6.8 Balanceo final 39
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DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. ii
II.4 Sumario 40
Capítulo III. Análisis de la cinemática de la marcha
III.1 Metodología 42
III.2 Análisis de las fuerzas actuantes en la marcha 42
III.3 Análisis cinemático del desplazamiento de las articulaciones 47
III.3.1 Representación de Denavit – Hartenberg 47
III.3.2 Metodología de los parámetros de D-H 50
III.4 Dispositivo y pruebas de marcha 55
III.4.1 Circuito electrónico para dispositivo 55
III.4.2 Desarrollo del programa 56
III.4.3 Desarrollo de cinturones para medir los ángulos del miembro inferior 58
III.4.4 Resultados obtenidos 59
III.5 Sumario 60
Capítulo IV. Diseño y control de la órtesis de rehabilitación
IV.1 Arquitectura para el control de la órtesis 62
IV.1.1 Servo motor 62
IV.1.2 Controlador del motor 64
IV.1.3 Material del prototipo 65
IV.2 Diseño físico de la órtesis 65
IV.3 Análisis estructural de la órtesis de miembro inferior 70
IV.4 Sumario 70
Capítulo V. Costos
V.1 Presupuesto 82
V.2 Mano de obra 82
Capítulo VI. Análisis de resultados, conclusiones y trabajos a futuro
VI.1 Resultados 84
VI.2 Conclusiones 84
VI.3 Trabajos futuros 85
Referencias 86
Glosario 91
Anexos 93
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Índice de Figuras
Figura I.1 Masaje egipcio 2
Figura I.2 Masaje Ayur-Veda tradicional 2
Figura I.3 Órtesis pasiva 4
Figura I.4 Órtesis activa 5
Figura I.5 Estructura mecánica del exoesqueleto BLEEX 7
Figura I.6 Prototipo final 8
Figura I.7 Representación del mecanismo 9
Figura I.8 Dispositivo de rehabilitación motora 10
Figura I.9 Diagrama de cuerpo libre de fuerza sobre las piernas 11
Figura I.10 Ejemplos de exoesqueletos de ayuda para cargas 11
Figura I.11 Modelo esquemático del sistema 12
Figura I.12 Versión final del WOTAS 12
Figura I.13 Diseño estructural de la órtesis 13
Figura I.14 Modelo con dos grados de libertad 14
Figura I.15 Estructura final del exoesqueleto 15
Figura I.16 Grafica de los movimientos en la interfaz 15
Figura I.17 Brazo humano con siete grados de libertad 16
Figura I.18 Prototipo del exoesqueleto 16
Figura I.19 Prototipo del exoesqueleto 17
Figura I.20 Prototipo final del exoesqueleto para apoyar la rodilla 18
Figura I.21 Etapas de bloqueo y actuación en un ciclo de marcha 19
Figura I.22 Órtesis comercial sin modificar 19
Figura I.23 Prototipo del exoesqueleto 20
Figura II.1 Anatomía de la cadera 24
Figura II.2 Anatomía de la articulación de la cadera 25
Figura II.3 Anatomía de la rodilla 25
Figura II.4 Anatomía del tobillo 26
Figura II.5 Anatomía del pie 27
Figura II.6 Ejes y grados de libertad de la cadera 28
Figura II.7 Ejes y grados de libertad de la rodilla 29
Figura II.8 Movimientos del tobillo 30
Figura II.9 Alineaciones del miembro inferior 30
Figura II.10 El mecanismo “windlass” 31
Figura II.11 Esquema de las fases de la marcha 32
Figura II.12 Fase de apoyo 32
Figura II.13 Fase de balanceo u oscilación 32
Figura II.14 Fase de apoyo o contacto del talón 35
Figura II.15 Posición media 36
Figura II.16 Propulsión o despegue digital 36 Figura II.17 Fase de balanceo 37
Figura II.18 Fases del ciclo de la marcha 37
Figura III.1 Ciclo de la marcha 42
Figura III.2 Contacto inicial derecho 44
Figura III.3 Despegue antepie derecho 44
Figura III.4 Apoyo monopodal derecho 45
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Figura III.5 Fase de oscilación izquierda 45
Figura III.6 Contacto inicial derecho 45
Figura III.7 Despegue antepie derecho 46
Figura III.8 Apoyo monopodal izquierdo 46
Figura III.9 Fase oscilación derecho 46
Figura III.10 Contacto inicial izquierdo 47
Figura III.11 Posición inicial 48
Figura III.12 Eslabones involucrados 48
Figura III.13 Articulaciones del sistema del miembro inferior 48
Figura III.14 Designación de los sistemas de coordenadas en cada articulación 50
Figura III.15 Circuito electrónico del dispositivo 55
Figura III.16 Diagrama de flujo del algoritmo 56
Figura III.17 Simulación del circuito electrónico mediante ISIS 57
Figura III.18 Datos enviados del microcontrolador al ordenador 58
Figura III.19 Cinturón con potenciómetro de precisión 58
Figura III.20 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 1) 59
Figura III.21 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 2) 59
Figura IV.1 Servo motor 62
Figura IV.2 Arquitectura Dinamyxel RX-64 63
Figura IV.3 Controlador Dinamyxel 64
Figura IV.4 Ejemplo de conexión 64
Figura IV.5 Material en polvo ABS 65
Figura IV.6 Prototipo de órtesis 66
Figura IV.7 Plano sección superior derecha 67
Figura IV.8 Plano sección media derecha 67
Figura IV.9 Plano sección inferior derecha 68
Figura IV.10 Plano sección superior izquierda 68
Figura IV.11 Plano sección media izquierda 69
Figura IV.12 Plano sección inferior izquierda 69
Figura IV.13 Plano general de la órtesis de miembro inferior 70
Figura IV.14 Aplicación de fuerzas y presiones sobre órtesis con sujeción superior 73
Figura IV.15 Flexión de material de órtesis con sujeción superior 73
Figura IV.16 Análisis de elementos finitos (Mallado) 75
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Índice de Tablas
Tabla I.1 Causas de lesión medular 6
Tabla I.2 Cronología trabajos existentes 21
Tabla III.1 Tabla de Denavit-Hartenberg 51
Tabla IV.1 Características del servo RX-64 64
Tabla IV.2 Tabla de las propiedades del material 71
Tabla IV.3 Propiedades mecánicas por elemento 71
Tabla IV.4 Sujeciones 74
Tabla IV.5 Fuerzas aplicadas a la órtesis 74
Tabla IV.6 Información de malla 74
Tabla IV.7 Información de fuerzas resultantes 75
Tabla IV.8 Resultado del estudio de tensiones con sujeción superior 76
Tabla IV.9 Resultado del estudio de desplazamiento con sujeción superior 76
Tabla IV.10 Resultado del estudio de deformaciones unitarias con sujeción superior 77
Tabla IV.11 Resultado del estudio de tensiones con sujeción inferior 77
Tabla IV.12 Resultado del estudio de desplazamiento con sujeción inferior 78
Tabla IV.13 Resultado del estudio de deformaciones unitarias con sujeción inferior 79
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Resumen.
En el presente trabajo se muestra el diseño de un prototipo robótico para la rehabilitación del
miembro inferior afectado por lesión medular. Este exoesqueleto tendrá la capacidad de aplicar
fuerzas estáticas para la estabilización de la rodilla. Este diseño permite aplicar diferentes estrategias
de control para la articulación de la rodilla en movimientos de flexo-extensión.
Por otra parte, se realizaron estudios para determinar parámetros esenciales de la marcha humana,
siendo estos, la base de diseño y funcionamiento de la órtesis. Para la fuerza de interacción entre la
órtesis y el miembro inferior, el dispositivo consta de actuadores eléctricos, y para la obtención de
parámetros dinámicos como posición, velocidad y aceleración se utilizan sensores analógicos.
Abstract.
This thesis shown the design of a robotic prototype for the rehabilitation of lower limb affected by
spinal cord injury. The exoskeleton will have the ability to apply statics forces to stabilize the knee.
The design allows for different control strategies for the knee joint to get flexion and extension
movements
The studies were conducted to determine the essential parameters of human gait, these being the base
of design and operation of the orthesis. For the interaction force between the orthesis and the leg, the
device consists of actuators, and to obtain dynamic parameters such as position, velocity and
acceleration, analogic sensors were used.
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Objetivo General.
Diseñar una órtesis para el control de los movimientos del miembro inferior, que mediante actuadores
y dispositivos electrónicos reproduzcan parámetros de posición y desplazamiento que proporcionen
movimientos de flexión y extensión de rodilla, con la finalidad de establecer un protocolo de
rehabilitación para la marcha humana causada por lesión medular.
Objetivos Específicos:
Seleccionar los materiales adecuados para la realización de la órtesis.
Seleccionar un actuador que cumpla con los requisitos de movimiento.
Diseñar un dispositivo que proporcione un diagnóstico de la marcha del ser humano.
Establecer el protocolo de rehabilitación más propicio para el usuario.
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Justificación.
Las piernas son extremidades indispensables para el ser humano, para poder trasladarse de un lugar a
otro, realizar actividades deportivas, o simplemente para caminar, sin embargo es muy común que las
personas estén expuestas a situaciones lamentables como accidentes automovilísticos, laborales o de
cualquier índole.
El INEGI informa que la incidencia en México es de 18.1 por millón de habitantes en los cuales
desafortunadamente quedan afectados al perder temporal o permanentemente la movilidad o el buen
funcionamiento de los miembros inferiores, estas situaciones llegan a cambiar completamente la vida
de las personas que los sufren, de ahí la importancia de la investigación.
CAPÍTULO
I “ANTECEDENTES GENERALES DE LAS
ORTESIS Y EXOESQUELETOS”
En este capítulo se presenta una síntesis de
los diversos prototipos de órtesis y/o
exoesqueletos que se han realizado en
diferentes universidades y centros de
investigación en el mundo en los últimos
años, en donde se detallan características
de su construcción, así como el tipo de
control, materiales con los que se
realizaron y las principales características
que los diferencian.
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I.1 Reseña histórica de la rehabilitación
La historia de la fisioterapia, se remonta a las civilizaciones más antiguas, ya que utilizaban
métodos y técnicas naturales de movimiento corporal, masajes y ejercicios para combatir
enfermedades.
En Egipto (siglo XVII a. C.), se aplicaban masajes terapéuticos y estéticos, con fricciones
tonificantes, aceites y ungüentos para embellecer, como se observa en la figura I.1, de
hecho la cultura egipcia fue la responsable de extender esta práctica de tratamientos
terapéuticos en las culturas griega, romana y persa. [16]
Figura I.1 Masaje egipcio. [16]
En la India y Tailandia antiguas, el masaje era importante para el tratamiento de las zonas
dolorosas, de hecho el famoso masaje Ayur-Veda, figura I.2, creado por estas
civilizaciones, aun es practicado en la actualidad, también fue manifestado con gran interés
el realizar técnicas especiales para realizar ejercicios respiratorios y de circulación. [16]
Figura I.2 Masaje Ayur-Veda tradicional. [16]
En la Roma clásica, Galeno (131-201), recomendaba los baños termales y masaje con
percusión acompañado con aceites y esencias, y describió una variedad de ejercicios con
duración y frecuencia, para un mejor resultado y la innovación del ejercicio con uso de
aparatos.
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Así mismo a los luchadores y gladiadores se les recomendaba la maso terapia por fricción.
Cecilio Aurelio introdujo la gimnasia acuática y la terapia con pesas y poleas. Aristóteles
estudio la marcha humana, y realizo experiencias de tratamiento con descargas eléctricas de
pez torpedo que se aplicaba en los ataques de gota, que posteriormente tuviera auge entre
los romanos.
En América, los aztecas también practicaron tratamientos terapéuticos basados en el agua
con baños de vapor llamados temazcalli, y los mayas con su baño de sudor llamado
zumpulche, implementaron técnicas de tratamiento que perduran a la fecha y se le han
agregado rituales.
En la época moderna se desarrollan los descubrimientos científicos en los laboratorios de
las universidades ampliándose los conocimientos de anatomía, fisiología y de los medios
físicos y técnicas de aplicación.
A mediados del siglo XX después de las guerras mundiales queda gran cantidad de
enfermos lesionados, discapacitados, amputados, a los que se les programaban tratamientos
de fisioterapia para su pronta recuperación y reincorporación al campo de batalla, algunos
otros pacientes quedaron con invalidez, a los cuales se les mantenía con tratamientos a
largo plazo.
A consecuencia de la revolución industrial, los accidentes laborales producen
discapacidades y esto hace que se propongan tratamientos de fisioterapia para la
recuperación e integración laboral. Después de una epidemia de poliomielitis entre 1942-
1953, se les dio atención de fisioterapia a muchos niños afectados, quedando enfermos con
discapacidades. [16]
I.2 Órtesis y Exoesqueletos
Un enfoque que actualmente es desarrollado para minimizar las limitaciones motrices es el
uso de órtesis, definidas por la Organización Internacional de Estándares como un aparato
usado para modificar las características funcionales o estructurales del sistema neuronal-
muscular-esquelético, o como un dispositivo o aparato utilizado para soportar, alinear,
prevenir, corregir deformidades o mejorar el movimiento de alguna parte del cuerpo.
Dicho de otra forma, una órtesis es la combinación e integración, entre las partes del cuerpo
y una pieza de ingeniería, donde el resultado de esa integración es una unidad que obedece
las leyes de la física y logra efectos o beneficios biomecánicos. [10]
I.2.1 Órtesis Pasivas
La órtesis pasiva de marcha, figura I.3, es un dispositivo cuyo diseño contempla,
únicamente partes mecánicas, estos aparatos no permiten el movimiento en ninguna de las
articulaciones del cuerpo y es necesario el uso de muletas o andaderas, en los casos en que
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algunas de las articulaciones tenga movimiento, este es realizado sin utilizar ningún tipo de
actuador. La órtesis pasiva de mayor uso es la de marcha recíproca, la cual aprovecha la
extensión de la cadera derecha, para inducir la abducción de la cadera izquierda y
viceversa.
Por lo general, este tipo de órtesis mantiene asegurada las articulaciones de rodilla, es decir,
el seguro mecánico que mantiene fija la articulación de rodilla se libera manualmente solo
para permitir que el usuario se siente o se reincorpore. Una órtesis pasiva de marcha consta
de tres partes: armazón para piernas y cinturón pélvico, a partir de este esquema básico se
pueden desarrollar algunas variantes, como se observa en la figura I.3, dependiendo de las
necesidades del paciente y de la manera de abordar y resolver aspecto del diseño mecánico.
Dependiendo del diseño, se pueden clasificar en tres tipos:
La órtesis que no permite movimiento en ninguna de las articulaciones, con está, el individuo parapléjico desarrolla una locomoción con la ayuda de un par de muletas,
este tipo de movimiento es denominado, locomoción con tres puntos de apoyo, en
algunos casos es posible reemplazar las muletas por una andadera o un marco
metálico.
La órtesis con movimiento de cadera, la locomoción también es realizada con la
ayuda de muletas o andadera, la diferencia en la locomoción con este tipo de órtesis,
es que la marcha puede ser desarrollada alternando los pies, es decir, el sujeto podrá
mantener durante su traslación, tres puntos de apoyo, con esto se reduce en gran
parte la carga de trabajo para la parte superior del cuerpo. Sin embargo, este tipo de
órtesis no incluye flexión de la articulación de la rodilla.
La órtesis de balanceo reciproco de la cadera, este tipo de órtesis aprovecha la extensión de la cadera y da estabilidad a la parte superior del cuerpo mediante una
conexión rígida entre la cadera y el torso, cabe mencionar que es la alternativa más
usada por pacientes parapléjicos. [30]
Figura I.3 Órtesis pasiva.
I.2.2 Órtesis Activas
Son una aplicación de los exoesqueletos, consisten en un mecanismo estructural externo
acoplado a la persona y cuyas junturas y eslabones corresponden a las de la parte del cuerpo
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humano que emula. El contacto entre el usuario y el exoesqueleto permite transferir
potencia mecánica y señales de información.
Estos dispositivos son sistemas mecatrónicos que utilizan actuadores para proveer la fuerza
y la movilidad de las articulaciones, por lo general son controlados por una unidad de
procesamiento a la que se le conectan sensores y actuadores. [10]
Las órtesis activas, figura I.4, a diferencia de las pasivas, es que estas últimas, utilizan
actuadores para la generación de los movimientos de las articulaciones, el uso de estás
reduce la complejidad de la locomoción al imponer restricciones cinemáticas que habilitan
en cierto grado un lazo de control cerrado, al aprovechar la información proveniente de los
sensores, por otro lado la órtesis activa ayuda a reducir el costo metabólico, al permitir la
flexión controlada de la rodilla en la fase de apoyo.
Por otro lado, en el proceso de la marcha artificial, los actuadores generan los movimientos
de las articulaciones, aunque generalmente las articulaciones de tobillo quedan fijas o
semifijas, en el diseño y fabricación de una órtesis activa el volumen y el peso son factores
a considerar.
Para realizar el diseño, desarrollo e implementación del uso de las órtesis activas, se han
empleado actuadores eléctricos, neumáticos, hidráulicos, así como, frenos magnéticos,
dispositivos elásticos y resortes eléctricos.
El problema con los actuadores hidráulicos y neumáticos, es que a pesar de su capacidad de
transmitir grandes energías a las partes móviles, tienen la desventaja del tamaño y uso de
dispositivos periféricos asociados con su operación.
Por otro lado, los frenos magnéticos han mostrado patrones de marcha uniforme,
reproducible y consistente, además de ser elementos limpios, silenciosos y de alta
disponibilidad comercial. Fáciles de controlar y en el caso de los embragues no consumen
energía cuando se encuentran en su fase pasiva.
Las características de dispositivos como este, permiten asegurar la articulación de la rodilla
durante la fase de apoyo y permitir un libre desplazamiento durante la fase de oscilación,
además un control electrónico que permite de manera relativamente simple ejecutar las
flexiones en las magnitudes y tiempo que se determinen. [30]
Figura I.4 Órtesis activa.
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I.3 Lesión medular
La lesión medular, es una conmoción o sección de la medula que produce una pérdida de la
función neurológica por debajo de la lesión, el daño puede implicar la ausencia del control
voluntario de los músculos esqueléticos, la perdida de sensación y la perdida de función
autonómica. El alcance de tales perdidas depende del nivel de la lesión y de la cantidad de
daño neural residual.
Es por ello que las consecuencias de la lesión medular afectan en todos los ámbitos de la
vida del paciente, tanto física como psicológica y socialmente. Las secuelas físicas y
neurológicas pueden alterar la movilidad voluntaria, el control de esfínteres, la sensibilidad,
la respuesta sexual y el funcionamiento del sistema autonómico, según el nivel de la lesión.
Cabe mencionar que las variables psicosociales en juego, los cambios en el estilo de vida y
su influencia en la dinámica familiar y social, que exigen al individuo grandes esfuerzos de
afrontamiento y de adaptación a la nueva realidad. [19]
Al padecer de una lesión medular de miembro inferior, se abre la opción de atacar el
problema con el uso de una prótesis, en este caso una órtesis activa con la cual es posible
reducir el problema en parte o en su totalidad dependiendo del problema del usuario.
I.3.1 Datos estadísticos
Se calcula que la incidencia anual de lesión medular en México es de 18.1 por millón de
habitantes y ocurre con más frecuencia en hombres en edad productiva, es decir, de 16 a 35
años de edad. Es probable que dichos datos estén subestimados, ya que no se registran los
casos en los cuales la victima muere inmediatamente después de la lesión.
Se considera, además, que otras 20 víctimas por cada millón de habitantes, mueren antes de
llegar al hospital y que el costo anual del tratamiento de los pacientes que no mueren de
inmediato se aproxima a los 130 mil millones de pesos. [21]
El 82% de los pacientes con lesión medular es del sexo masculino y que la edad promedio
de los lesionados es de 31 años. En la tabla I.1 se muestran los lesionados medulares por
sexo. [22]
Tabla I.1 Causas de lesión medular.
Etiología Hombres Mujeres
Accidente automovilístico 32.8% 40.9%
Accidente laboral 25% 4.5%
Caída de altura 25% 22.7%
Golpe/deportes 5.2% 4.5%
Causas medicas 11.8% 27.2%
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I.3.2 Tratamiento de lesión medular
La atención de la lesión incluye tratamientos de soporte y estabilización espinal; si existe
subluxación o dislocación se realiza una descompresión cerrada o abierta. Posteriormente,
se requiere un procedimiento de descompresión o estabilización quirúrgica.
De manera adicional, a pesar de que su beneficio es controversial, casi todos los individuos
reciben metilprednisolona como inflamatorio. Una vez superada la fase aguda, el
tratamiento lo dictamina sobre todo el equipo de rehabilitación. [21]
I.4 Estado del arte
H. Kazerooni [1] de la Universidad de California, presenta el exoesqueleto hibrido Berkeley,
el cual sirve de ayuda al humano para llevar cargas pesadas a una velocidad media de 1.3
m/s, ya que permite soportar una carga de hasta 75 kg., sin obstaculizar la marcha. Como se
observa en la figura I.5, el prototipo está compuesto de una órtesis con un actuador, que
cubre la pierna derecha, el actuador es capaz de realizar la flexión de la rodilla y la
extensión, así mismo contiene un motor adicional en la articulación de la rodilla.
Además, consta de una columna vertebral rígida, que sirve como un punto de unión a la
carga y un punto adjunto al exoesqueleto a través de un arnés compatible, la pierna consta
de un segmento de forma análoga hasta el muslo, la rodilla y el pie en paralelo a los
segmentos de la pierna.
La columna vertebral lleva una servo-válvula, controlada por un cilindró que se extiende
por cada par de segmentos, para proporcionar un par activo de la cadera en flexión y
abducción, y en la rodilla y tobillo de cada pierna. Para el control es usado un sensor y un
micro controlador.
Figura I.5 Estructura mecánica del exoesqueleto BLEEX. [1]
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Por otro lado, Weinberg B. [2] del Centro de Ingeniería de la Universidad del Noreste,
presentó una órtesis de rehabilitación activa de rodilla, diseñada para entrenar a los
pacientes con ictus para corregir la hiperextensión de la rodilla durante la postura y con las
piernas rígidas, figura I.6, la rodillera proporciona variables de amortiguación controlada de
manera que se emule la recuperación motora de pacientes con accidente cerebrovascular.
Se utiliza un amortiguador de resistencia variable, para facilitar la flexión de la rodilla,
durante el apoyo y proporciona resistencia a la rodilla durante el apoyo.
Por otra parte, la rodillera se apoya con la ayuda en el control de la rodilla durante el swing,
es decir, para permitir a los pacientes conseguir una adecuada flexión de la rodilla para el
descanso de los pies y extensión de la rodilla adecuada en preparación para el golpe de
talón.
Figura I.6 Prototipo final. [2]
Evangelos Papadopoulos [3] del Departamento de Ingeniería de la Universidad Técnica de
Atenas, muestra el mecanismo de cuatro barras para el movimiento de la escápula y en
particular el movimiento del humero con respecto a la escápula, se utiliza una férula
humeral plástica, esto permitirá la rotación del brazo lateral de 0° a 180°, la mayor parte del
dispositivo es de resina epóxica esto para minimizar el peso.
Como el propósito es diseñar un mecanismo portátil, figura I.7, ligero, preciso y autónomo
energéticamente, se registraron tres grupos de medidas, cada una en un plano diferente; de
un plano paralelo a la espalda humana, seguido por un movimiento a 45°, y uno a 90°,
todas estas fueron tomadas en una aducción completa de brazo.
El mecanismo se diseñó para reproducir apropiadamente el movimiento deseado en la parte
superior del brazo, ya que el mecanismo debe ser capaz de ejecutar el complicado
movimiento de rotación de 0° a 37° y una rotación tan solo unos segundos después, de 37°
a 150°.
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Fue diseñado en un programa de cómputo el diseño mecánico, con el fin de examinar su
fuerza y de poder realizar una selección de materiales para fabricar el prototipo, dentro de
los cuales se probaron PVC, acero grado médico y acero de baja resistencia.
Figura I.7 Representación del mecanismo. [3]
Ricardo Gutiérrez [4] del Programa de Ingeniería Mecatrónica de la Universidad Militar
Nueva Granada, en su diseño, figura I.8, muestra una estructura con forma de exoesqueleto
que se sujeta al brazo del paciente permitiéndole a este realizar movimientos combinados
gracias a los tres grados de libertad que posee el dispositivo de rehabilitación.
El dispositivo es controlado por una interfaz de usuario que permite enviar las órdenes de
movimiento al exoesqueleto a partir del puerto de la computadora, por lo tanto el terapeuta
puede modificar la terapia que debe realizar el paciente realizando las trayectorias con el
exoesqueleto.
Mediante un análisis biomecánico, identificando los cinco grados de libertad del miembro
superior: abducción y aducción del hombro, flexión y extensión del hombro, rotación
interna y externa del humero, flexión y extensión del codo, pronación y supinación de la
mano.
Con el fin de obtener los torques máximos necesarios para mover cada articulación, se
asume que un paciente promedio genera un torque igual a sostener en su brazo extendido 5
kg., así obteniendo el valor torque-resistencia de todo el brazo, se realiza una sumatoria de
los torques obtenidos por el efecto del peso del brazo, además dentro del análisis se
contempló la resistencia que puede ejercer el paciente durante el movimiento, así como el
peso del prototipo, la siguiente figura muestra el diseño del prototipo.
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Figura I.8 Dispositivo de rehabilitación motora. [4]
Aaron M. Dollar [5] Miembro de la IEEE, realizó el análisis de algunas de las diferentes
órtesis y exoesqueletos que se han realizado, además de un análisis de la marcha humana,
de igual manera muestra la descripción de los planos anatómicos humanos, así como un
modelo cinemático de la pierna humana en el plano sagital, el cual, es el plano dominante
de movimiento durante la locomoción humana, en la figura I.9, se observa el diagrama de
cuerpo libre de las fuerzas que actúan sobre las piernas.
Por otra parte, se han desarrollado exoesqueletos para personas sanas, esto para realizar
tareas que no serían posibles con la pura fuerza o habilidades humanas, estos se muestran
en la Figura I.10. El esquema de control del exoesqueleto BLEEX [1], trata de minimizar el
uso de la información sensorial de la interacción humano/exoesqueleto, al igual que un
robot bípedo el exoesqueleto puede equilibrarse por sí mismo, así que el usuario solo debe
guiar el sistema durante la marcha.
Este sistema de control, utiliza 8 codificadores y 16 acelerómetros lineales para la
determinación de la velocidad angular y la aceleración de cada una de las juntas de
accionamiento de interruptor de pie, y el sensor de distribución de la carga para determinar
el contacto con el suelo. Al usar este dispositivo los usuarios pueden soportar fácilmente
cargas de 75 kg y caminar a una velocidad de 1.3 m/s.
De igual manera el exoesqueleto Berkeley [1], consta de un accionamiento hidráulico, pero
en lugar de usar actuadores hidráulicos lineales se utilizan rotativos, directamente en las
articulaciones de potencia, se utilizan interfaces del pie del usuario con el exoesqueleto, a
través de una fuerza de láminas de metal rígido que contienen elementos de detección y por
lo tanto a los pies del usuarios no se les permite doblarse.
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Figura I.9 Diagrama de cuerpo libre de fuerza sobre las piernas.
a) b) c)
Figura I.10 Ejemplos de exoesqueletos de ayuda para cargas. [1]
Jasón Edwin Molina [6] de la Universidad Tecnológica de Pereira, propone un dispositivo
que amplifique la fuerza del sistema muscular humano, sin perder el control natural de los
movimientos, y por tanto la variable a controlar en este dispositivo es la fuerza ejercida por
la persona para no perder la naturalidad de los movimientos.
Para ello fue necesario un sistema cuya salida sea el torque y la entrada sea el voltaje de
control para el actuador, con esto se obtuvo un modelo de espacio de estado, para realizar el
algoritmo de control por realimentación, de modo que el sistema de lazo cerrado sea estable
y responda de forma rápida a las señales de comando.
Se diseñó, un observador digital del estado para la obtención de control, este permite
controlar no solo la salida sino también el estado del sistema. El uso de este exoesqueleto
de amplificación de fuerza, básicamente realiza la tarea de dar ganancia al momento neto
que ejerce el humano sobre alguna carga,
El sistema mecánico que se acopla al motor, cuenta con dos grados de libertad, figura I.11,
y la estructura mecánica conlleva a la reducción de velocidad, con una inercia concentrada
al extremo del brazo, ya que allí el motor soportara la máxima carga.
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Figura I.11 Modelo esquemático del sistema. [6]
E. Rocon [7] Miembro del Comité Español de Automática, en su diseño nos habla del
objetivo de proporcionar una plataforma de evaluación de estrategias de control para la
cancelación del temblor patológico por medio de un exoesqueleto robótico, en este caso un
exoesqueleto WOTAS (Órtesis Portátiles para la Evaluación de los Temblores y la
Supresión), este exoesqueleto es capaz de aplicar fuerzas internas dinámicas.
La plataforma WOTAS, figura I.12, está diseñada para permitir diferentes estrategias de
control, tanto para las articulaciones del codo como de la muñeca, y de esta forma poder
tener movimientos de flexo-extensión del codo y flexo-extensión de la muñeca, por este
motivo el exoesqueleto debe ajustarse con el fin de alinear sus articulaciones con los
centros de rotación de las articulaciones del codo y muñeca.
El diseño de la articulación del codo es sencillo, ya que es similar al de la rodilla y se
asemeja a una articulación de rotación, esta presenta un centro de rotación variable pero es
fácilmente modelada con una simple articulación de rotación con centro de rotación fijo.
Por otro lado, para la muñeca es más compleja ya que no cuenta con un eje de rotación
determinado.
Figura I.12 Versión final del WOTAS. [7]
Marcela V. Urdaniz [8] de la Universidad de Entre Rios, realizó el diseño de una órtesis
robótica para la rehabilitación de la marcha, el objetivo principal a cumplir es hacer una
recuperación más rápida y positiva del paciente. Este prototipo, consta de seis grados de
libertad y actúa sobre cadera, rodilla, tobillo y pie, se utiliza con un sistema de soporte del
peso del paciente y una cinta de sujeción.
Para el diseño se consideran solo las componentes en el plano sagital de las variables
biomecánicas, la órtesis es utilizada como un sistema de descarga del peso del paciente, que
hará la estabilidad necesaria durante los ejercicios de rehabilitación, ya que el dispositivo
no ejecuta directamente el balanceo y rotación de la pelvis, cabe mencionar que la marcha
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se efectúa sobre una cinta rodante, el diseño se dirige a personas cuya función motora está
alterada, pero que aún conservan el control del tronco y músculos abdominales.
También, se toman criterios sobre el diseño como la capacidad para personas de peso
máximo de 135 kg., y alturas de 1.50m a 2.00 m. Se cuenta, con parámetros biomecánicos
para conocer el funcionamiento normal de la marcha humana, algunas variables
biomecánicas consideradas son: ángulo, velocidad angular, momento angular y potencia de
las articulaciones tanto de la cadera, rodilla y tobillo.
El diseño estructural, es adaptable para el uso del mayor número de usuarios posible, para
esto la órtesis cuenta con segmentos laterales de longitud regulable, estos corresponden a
las partes de muslo y pierna. El segmento de la pierna mide 60cm x10 cm y el del muslo
55cm x 10 cm.
Los rangos angulares de las articulaciones, definen los valores sobre los que trabajarán los
actuadores, además se cuenta con topes mecánicos para evitar luxaciones.
Se cuenta con actuadores, para el diseño mecánico, con características adecuadas como el
ser livianos, silenciosos, rápidos, de bajo consumo, robustos en cuanto a control, confiables
y seguros.
Se actúa sobre tres grados de libertad: extensión-flexión de la cadera, extensión-flexión de
la rodilla, y flexión plantar y dorsal en el tobillo, esto debido a que los pares más exigentes
durante la marcha se encuentran en el plano sagital.
Para el control de la órtesis, se propone un controlador de posición en el espacio de las
juntas, con referencia en trayectorias que se basan en el patrón de la marcha normal
humana. Este sistema de control realimentado, obtiene las señales de realimentación y
genera el movimiento del exoesqueleto a través de los motores eléctricos. En la figura I.13
se muestra el diseño estructural del prototipo.
Figura I.13 Diseño estructural de la órtesis. [8]
J. M. Grosso [9] Miembro de la IEEE, presenta el concepto de un exoesqueleto para facilitar
la rehabilitación del movimiento de una pierna lesionada, que a partir del patrón de
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movimientos que genera una pierna sana, este sistema se enfoca en asistir los movimientos
rotacionales de la cadera y rodilla, dentro del plano sagital.
El exoesqueleto incorpora, en su sistema de control la intencionalidad de movimiento de la
persona, para lo cual se realizó una monitorización de la actividad bioeléctrica de los
principales músculos a la acción deseada.
El diseño mecánico, se conforma por un análisis biomecánico de la marcha, de la
antropometría humana, y del diseño del mecanismo de actuación. El diseño del sistema de
control está dado por el sistema de adquisición y procesamiento de señales, y por los
algoritmos y programas de computación de mando y monitoreo.
Para modelar el sistema de la pierna, como muestra la figura I.14, se asume como un
sistema cinemático de dos eslabones y dos articulaciones rotacionales con pivote en la
cadera.
También, fueron utilizados parámetros de longitudes y masas de los cuerpos en función de
la altura y el peso total de la persona. Para imitar movimientos humanos, se definió el tipo
de actuador y para ello se tomaron algunas características de los músculos humanos como:
densidad de energía, velocidad de respuesta y porcentaje de recorrido.
Se utilizó un actuador con un elemento elástico, ya que se logran importantes ahorros de
energía para el diseño del exoesqueleto. L estructura se construyó con aluminio por sus
propiedades, además el exoesqueleto, figura I.15, consta de una estructura pasiva con
sensores para grabar las trayectorias de una pierna, y de una estructura activa encargada de
inducir dichos movimientos sobre la otra pierna con el uso de actuadores.
El programa de cómputo LEGXOS, consta de tres secciones: la primera es la encargada de
la adquisición y digitalización de las señales. La segunda es una interfaz de usuario, la cual
permite realizar cálculo de los ángulos, presentación de gráficas y animaciones y el control
de los servomotores. La tercera consta de simulaciones y modelos 3D de los movimientos
registrados, figura I.16.
Figura I.14 Modelo con dos grados de libertad. [9]
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Figura I.15 Estructura final del exoesqueleto. [9]
Figura I.16 Gráfica de los movimientos en la interfaz. [9]
D. Tibaduiza [10] de la Universidad Autónoma de Bucaramanga Colombia, diseñó un
exoesqueleto formado por 15 sólidos geométricos simples, los cuales representan una parte
del cuerpo. Se utilizan herramientas como el programa de computación screws, para tener
un conocimiento físico del robot y de sus movimientos, en la figura I.17, se puede ver la
descripción de los movimientos del brazo humano considerándose siete grados de libertad,
tres en el hombro, dos en el codo y dos en la muñeca.
Para la obtener la cinemática se utilizaron además del cad screws, los parámetros de
denavit-hartenberg, para tener un conocimiento físico del robot y de sus movimientos.
El sistema permite automatizar y optimizar las terapias del brazo humano, haciéndolas más
intensivas y poder dar al terapeuta herramientas más eficaces para un diagnóstico y análisis
más preciso.
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Figura I.17 Brazo humano con siete grados de libertad. [10]
Wang Shuang [11] de la Universidad de Beihang, diseño un exoesqueleto para la
rehabilitación del dedo índice, en el cual se muestra un sistema de control cerrado que se
utiliza para la realización del control de posición y compensación de los errores. Este
dispositivo consta de 4 grados de libertad, un módulo de accionamiento y el modulo del
exoesqueleto.
El exoesqueleto es accionado por motores de CC con un encoder como muestra la figura
I.18, para reducir el peso que recae sobre la mano del paciente, el actuador se coloca lejos
de la mano, el modulo del exoesqueleto se utiliza para transmitir fuerza y movimiento al
exoesqueleto, un potenciómetro está instalado en el eje de articulación del exoesqueleto
para medir el ángulo de rotación de la articulación PIP (articulación interfalángica
proximal).
Para el modo de rehabilitación pasiva se incorpora un controlador de posición que permite
la imposición de determinadas trayectorias, y para el control activo se incluye un
controlador de fuerza que proporciona la retroalimentación de fuerza para el paciente.
Como se utilizan cables y vainas para la transmisión, y debido a su deformación elástica, el
motor puede desviarse de la posición deseada y así llevar al error de la posición del motor,
este error es compensado con el fin de controlar el movimiento con precisión.
Se realizan los cálculos de control necesarios para cada tipo de control, tanto el activo como
el pasivo y así obtener las gráficas necesarias y sus diagramas de bloques de cada modo de
control.
Figura I.18 Prototipo del exoesqueleto. [11]
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Ju Wang [12] Miembro de la IEEE, diseñó un nuevo exoesqueleto, que puede realizar
funciones de la siguiente manera:
1) La capacidad de actuación y control bidireccional en cada articulación.
2) Variedad de tamaños de punto a mano.
3) Variable de rango de movimiento (ROM).
4) La integración de sensores, para medir la fuerza ejercida en el dedo falange.
El exoesqueleto se monta en la parte de atrás de la mano, para no interferir con el
movimiento de los dedos, se utilizan dos articulaciones prismáticas y una articulación de
giro, la cual se adopta para constituir la articulación en paralelo, la transmisión por cable se
utiliza para transmitir fuerza y movimiento.
El modulo actuador impulsa el sector bidireccional para realizar la flexión y extensión del
dedo humano, el exoesqueleto se compone de cuatro módulos para el índice general, las
bases de la distal y falange media por correas, los deslizadores de ranurado se pueden
deslizar sobre la base de la falange media y el regulador se desliza sobre la falange distal.
El control deslizante, está relacionado con el sector rueda por medio de tornillos, y la rueda
puede girar por las ranuras deslizantes, esto para que la rueda del sector se pueda traducir y
girar al mismo tiempo con respecto a las bases de la falange distal y media falange. En la
figura I.19 se observa el prototipo del exoesqueleto.
Figura I.19 Prototipo del exoesqueleto. [12]
Christian Fleischer [13] de la Universidad Tecnológica de Berlín, presenta un esquema de
control y el algoritmo de una órtesis de potencia, se basa en la evaluación real de señales
EMG, registradas en los músculos de las piernas del operador, el movimiento se ejecuta con
un controlador de torque para un actuador eléctrico lineal.
Como se observa en la figura I.20, el exoesqueleto se compone de una órtesis que cubre la
pierna derecha y un actuador conectado a ella, este actuador es capaz de realizar la flexión
de la rodilla y de extensión y apoyo con un motor adicional en la articulación de la rodilla.
Los principales componentes del sistema son: la órtesis con el sensor y actuador, el micro
controlador junto con el sistema de control.
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Figura I.20 Prototipo final del exoesqueleto para apoyar la rodilla. [13]
J. M. Font-Llagunes [14] de la Universidad Politécnica de Catalunya, presenta el diseño de
una órtesis activa de rodilla y tobillo, para la asistencia en la marcha de lesionados
medulares incompletos, por el limitado control sobre la musculatura del tren inferior con el
que cuentan estas personas.
Con la realización de estudios se caracterizó el movimiento de las articulaciones de la
pierna durante la marcha, al mismo tiempo se determinaron, las fuerzas y los momentos que
involucran este movimiento, los ángulos y momentos que se registran en la rodilla durante
un ciclo de marcha.
El movimiento de flexión al inicio de la fase, no se toma en cuenta, ya que los pacientes
tienen control de músculos en la cadera que en parte influye sobre este movimiento de la
rodilla. En la figura I.21, se muestra un ciclo de las fases de marcha.
El módulo del tobillo está basado en una órtesis pasiva comercial, figura I.22, al cual se le
adapta un encoder en la articulación, la órtesis se constituye de dos barras de aluminio, las
cuales harán de soportes y se ajustarán a la pierna con cinta velcro.
También, cuenta con un mecanismo de bloqueo, de tal forma que restringe el movimiento
de flexión del pie, en esta modificación se instaló un encoder que monitoriza la variación
del ángulo en la articulación, este encoder es de tipo óptico incremental, cuyo eje de
rotación es incorporado al eje de la articulación, con esto se registra la rotación del pie con
respecto a la pierna.
Se puede concluir que se presentó un nuevo diseño de órtesis activa, orientada a asistir la
marcha de lesionados medulares cuyo control muscular del tren inferior es limitado. La
novedad de este diseño es que el sistema de bloqueo en la rodilla es independiente.
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Figura I.21 Etapas de bloqueo y actuación en un ciclo de marcha. [14]
Figura I.22 Órtesis comercial sin modificar. [14]
Shuang Wang [15] Miembro de la IEEE, realizó un exoesqueleto portátil para la
rehabilitación del dedo índice, propone un método de control que puede realizar tres tipos
de rehabilitación del movimiento; el movimiento de control activo se realiza con el
algoritmo de control de la fuerza durante la cual la resistencia es compensada en el espacio
libre y es la fuerza virtual que realimenta al dedo en el espacio de restricción.
El movimiento pasivo se realiza mediante el controlador de posición dado el movimiento
de la trayectoria deseada. El movimiento de rehabilitación asistida se lleva a cabo en las
posiciones a medida por el cambio entre movimientos activo y pasivo.
El sistema se compone, de la mano exoesqueleto, integrado con sensores de ángulo y
fuerza, el control (controlador y conductor), y la parte virtual. La figura I.23, muestra el
dispositivo que consta de 4 grados de libertad, modulo del actuador, la transmisión por
cable Bowden y el exoesqueleto.
El exoesqueleto es accionado por cuatro actuadores y usado en la parte dorsal de la mano,
el exoesqueleto está compuesto por tres piezas que se unen a las falanges; distal, media y
falanges proximales, respectivamente.
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Para cada articulación del dedo, dos cables los cuales se encuentran cada uno en una vaina,
sirven para transmitir la fuerza y el movimiento del actuador al exoesqueleto. En cada eje
de articulación del exoesqueleto, se encuentra integrado, un potenciómetro para medir el
ángulo de rotación de la articulación del dedo.
Los sensores de fuerza, se instalan en la parte inferior del módulo distal del exoesqueleto
para medir la fuerza ejercida por la yema de los dedos, las fuerzas en tres puntos de
contacto se suman para obtener la fuerza resultante que es ejercida por el dedo.
En el modo de movimiento pasivo, el dedo es impulsado por el exoesqueleto de la mano,
por lo tanto el control debe llevar el dispositivo a la posición deseada, teniendo en cuenta la
seguridad y la estabilidad, el controlador PID se adopta de forma independiente para cada
articulación controlada.
Para mantener la posición en el control de posición, el potenciómetro se utiliza para medir
el ángulo de la articulación del dedo en el exoesqueleto como retroalimentación de posición
en el circuito cerrado.
Figura I.23 Prototipo del exoesqueleto. [15]
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A continuación se presenta una cronología, tabla I.2, de los trabajos ya mencionados, donde
se observa entre otras cosas, el tipo de control con que fueron controlados.
Tabla I.2 Cronología trabajos existentes.
Año Artículo Control/Electrónica Instituto/Universidad
2006 Hybrid Control of the Berkeley Lower
Extremity Exoskeleton (BLEEX)
PD Departament of Mechanical
Engineering, University of
California
2007 Design Control and Human Testing of an
Active Knee Rehabilitation Orthotic
Device
PI-torque
PID-velocidad
IEEE
2007 Design of an Exoskeleton Mechanism for
the Shoulder Joint
National Technical University
of Athens
2007 Exoesqueleto Mecatrónico para
Rehabilitación Motora
HMI
Control difuso
Facultad de Ingeniería,
Universidad Militar Nueva
Granada
2008 Lower Extremity Exoskeletons and Active
Orthoses: Challenges and State-of-the-Art
Análisis IEEE
2008 Desarrollo de un Sistema de Control de un
Exoesqueleto para Asistencia del
movimiento del Codo
Control de torque por
realimentación de
estado
Universidad Tecnológica de
Pereira
2008 Diseño, Desarrollo y Validación de
Dispositivo Robótico para la Supresión del
temblor Patológico
Control de velocidad
repetitivo
Comité Español de automática
2009 Diseño y Simulación de una Órtesis
Robótica para Rehabilitación de la Marcha
Controlador de
posición
Facultad de Ingeniería,
Universidad Nacional de Entre
Ríos
2009 Diseño Conceptual de un Exoesqueleto
para Asistir la Rehabilitación de Miembro
Inferior
Amplificación de
sensibilidad.
Neurodifuso
IEEE
2009 Diseño de un Exoesqueleto Mecatrónico
de Brazo basado en Screws y Robots
Paralelos
HMI
Cadscrews
Universidad Autónoma de
Bucaramanga, Colombia
2009 Active and Passive Control of an
Exoskeleton with Cable Transmission for
Hand Rehabilitation
Control de posición y
compensación de
errores
Robotics Institute, Beihang
University
2009 Design of an Exoskeleton for Index Finger
Rehabilitation
Control bidireccional
y sensores
IEEE
2009 Torque Control of an Exoskeletal Knee
With EMG Signals
Señales EMG
Control de torque
Berlin University of
Technology Germany
2010 Diseño de una Órtesis Activa para ayuda a
la Marcha de Lesionados Medulares
Control de bloqueo Universidad Politécnica de
Catalunya
2011 Multiple Rehabilitation Motion Control for
Hand with an Exoskeleton
Control de posición IEEE
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1.5 Planteamiento del Problema
La lesión medular es una alteración física que puede provocar una pérdida de sensibilidad
y/o de movilidad. Puede ser causada por traumas debidos a accidentes de automóvil o
roturas de disco intervertebral, o bien por algunas enfermedades como la poliomielitis, la
espina bífida, los tumos primarios o metastásicos, la ataxia de Friedreich o la osteítis
hipertrófica de la columna.
Los efectos de una lesión de médula espinal pueden ser de tipo completo, en la que se
pierde la funcionalidad motora por debajo del nivel de la lesión, o incompleto, en que la
persona puede tener alguna sensibilidad por debajo del nivel de la lesión. Las personas con
este tipo de lesión pueden ser capaces de mover más un miembro que otro, pueden sentir
partes del cuerpo que no pueden mover o quizás pueden tener más funcionalidad en unas
partes del cuerpo que en otras.
Actualmente, en México hay aproximadamente 40 000 personas afectadas por este tipo de
lesión, cada año unas 1 200 personas la padecen, la mayoría por causa de accidentes
automovilísticos [22].
Con este proyecto, se establece un protocolo de rehabilitación que regule la marcha, se
diseñará una órtesis activa que involucre fuerzas y movimiento para la rehabilitación de
problemas de lesión medular.
Se implementarán las características primordiales de las órtesis activas, para regular el
movimiento de las principales articulaciones afectadas por la lesión medular.
Principalmente este trabajo se enfoca a la articulación de la rodilla, debido a que es la que
presenta más irregularidades cuando se trata de lesiones medulares.
El resultado que se espera obtener, es asistir a las personas con esta discapacidad a regular
una de las principales funciones del ser humano que es la marcha, por medio de actuadores
y sensores que regulen el movimiento de los mismos, y que en un tiempo determinado se
establezca la rehabilitación de la articulación total o parcialmente.
CAPÍTULO
II “BIOMECÁNICA DEL MIEMBRO
INFERIOR”
En el presente capítulo, se define la
biomecánica de cada uno de los elementos
del miembro inferior, así como sus
consideraciones anatómicas, además se
realiza un análisis del ciclo de la marcha,
así como sus respectivas determinantes.
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II.1 Biomecánica
La biomecánica, estudia los efectos de las fuerzas mecánicas sobre los sistemas orgánicos
de los seres vivos y sus estructuras, y de esta forma predice cambios por alteraciones y
propone métodos de intervención artificial que mejoren el desempeño, cabe mencionar que
las principales aplicaciones de la biomecánica están relacionadas con las áreas de medicina
de rehabilitación ocupacional y deportiva.
II.2 Consideraciones anatómicas.
II.2.1 Anatomía de la Cadera
La cadera está formada por dos huesos llamados iliacos o coxales, fuertemente soldados
entre sí por delante y unidos hacia atrás por el sacro. También está rodeada de potentes
músculos dotándola de una gran movilidad.
Las artrosis y las tendinitis son las enfermedades que se dan con mayor frecuencia. En la
figura II.1 se muestran las principales partes de la cadera. [32]
Figura II.1 Anatomía de la cadera.
Se dice que el hueso iliaco es plano, y este articula con el sacro, el cual hace la función de
cuña entre los dos iliacos. La unión de estos constituye el cinturón pélvico, donde están
alojados órganos muy importantes para nuestras vidas.
La cavidad cotiloidea es una cavidad esférica destinada al alojamiento de la cabeza femoral,
para formar la articulación de la cadera. En la figura II.2 se aprecia la articulación de la
cadera. [33]
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Figura II.2 Anatomía de la articulación de la cadera.
II.2.2 Anatomía de la rodilla.
La rodilla es la articulación más grande del cuerpo humano y una de las más complejas.
Sirve de unión entre el muslo y la pierna. Soporta la mayor parte del peso del cuerpo en
posición de pie.
Está compuesta por la acción conjunta de los huesos fémur, tibia, rótula y dos discos
fibrocartilaginosos que son los meniscos. Fémur y tibia conforman el cuerpo principal de la
articulación, mientras que la rótula actúa como una polea y sirve de inserción al tendón de
los músculos cuádriceps y al tendón rotuliano cuya función es transmitir la fuerza generada
cuando se contrae el cuádricep. En la figura II.3 se muestra la constitución de la rodilla. [33]
Figura II.3 Anatomía de la rodilla.
La rodilla está sustentada por fuertes ligamentos que impiden que sufra una luxación,
siendo los más importantes el ligamento lateral externo, el ligamento lateral interno, el
ligamento cruzado anterior y el ligamento cruzado posterior.
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Es una articulación compuesta que está formada por dos articulaciones diferentes:
Articulación femorotibial. Es la más importante y pone en contacto las superficies de los cóndilos femorales con la tibia. Es una articulación bicondilea (con dos
cóndilos).
Articulación femoropatelar. Está formada por la tróclea femoral y la parte
posterior de la rótula. Es una diartrosis del género troclear.
El principal movimiento que realiza es de flexoextensión, aunque posee una pequeña
capacidad de rotación cuando se encuentra en flexión. En los humanos es vulnerable a
lesiones graves por traumatismos, muy frecuentemente ocurridos durante el desarrollo de
actividades deportivas. También es habitual la existencia de osteoartrosis que puede ser
muy incapacitante y precisar una intervención quirúrgica. [34]
II.2.3 Anatomía del tobillo.
La articulación del tobillo está formada por tres huesos: el peroné, la tibia y el astrágalo.
Los dos primeros conforman una bóveda en la que encaja la cúpula del tercero. Permite,
sobre todo, movimientos de giro hacia delante y hacia atrás, que son movimientos de flexo-
extensión del pie.
En el sentido lateral, los topes del maléolo peroneo y maléolo tibial, que son los dos
apéndices óseos que continúan peroné y tibia a ambos lados, impiden un movimiento
completo de giro lateral aunque sí permiten una parte. [35] En la figura II.4 se muestran las
partes del tobillo.
Figura II.4 Anatomía del tobillo.
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El astrágalo se apoya sobre el calcáneo formando una articulación bastante plana, sin gran
movimiento. Esta articulación subastragalina es fuente de conflictos ya que soporta la
transmisión de fuerzas del peso corporal y rige movimientos finos de estabilidad del pie. [36]
Los ligamentos más importantes, ya que son los que le proporcionan estabilidad a la
articulación, son:
Ligamento deltoideo: une el astrágalo y el calcáneo con la tibia y se encuentra al
lado interno del tobillo.
Ligamentos laterales: son tres fascículos diferentes, que unen el astrágalo y el calcáneo con el peroné. Están en el lado externo.
Ligamentos de la sindesmosis: son los que mantienen la unión entre la tibia y el
peroné.
II.2.4 Anatomía del pie
El pie contiene 26 huesos (28 si incluimos los dos huesos sesamoideos), que están divididos
en tres secciones: pie delantero, pie medio y pie trasero. El pie delantero está compuesto
por 5 metatarsos y 14 falanges. Los metatarsos forman un puente entre el pie medio y los
dedos, y se extienden cuando el pie soporta peso. Cada uno de los huesos tiene una parte
redondeada llamada cabeza metatarsal, que forman la planta del pie y soporta el peso del
cuerpo.
Las falanges son los huesos de los dedos. El pie medio está compuesto por 5 de los 7 tarsos.
Los tarsos del pie medio son el cuboides, el escafoides y 3 cuñas cuneiformes. En la Figura
II.5 se puede observar cómo está constituido el pie humano. [34]
Figura II.5 Anatomía del pie.
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El pie trasero está compuesto por los otros dos tarsos: el calcáneo y el astrágalo. El
astrágalo, o hueso del tobillo, está conectado con los dos huesos largos de la pierna inferior
formando la articulación que permite al pie moverse hacia arriba y hacia abajo.
Una red de músculos, tendones y ligamentos mueven, soportan y mantienen en posición a
los huesos del pie. Los músculos tienen varias funciones importantes. Mueven los pies,
levantan los dedos, estabilizan los dedos en el suelo, controlan los movimientos del tobillo
y soportan el arco.
Los tendones conectan los músculos con los huesos y las articulaciones. El más grande es el
tendón de Aquiles, que se extiende desde el músculo de la pantorrilla hasta el talón y
permite correr, saltar, subir escaleras y ponerse de puntillas. [33]
Los ligamentos mantienen los tendones en su lugar y estabilizan las articulaciones. El
ligamento más largo del pie es la fascia plantar, que forma el arco entre el talón y los dedos
y permite mantener el equilibrio y caminar. [34]
II.3 Análisis de la biomecánica de la marcha
Durante la marcha, el movimiento de la articulación coxofemoral, o cadera, es triaxial: la
flexión-extensión tiene lugar alrededor de un eje medial lateral; la aducción-abducción
tiene lugar sobre un eje anteroposterior; y las rotaciones interna y externa sobre un eje
longitudinal.
Aunque los movimientos de flexión-extensión son los de mayor amplitud, los movimientos
en los otros dos planos son notables y consistentes dentro de y entre diferentes individuos.
Además, las alteraciones en cualquiera de los tres planos de movimiento pueden causar
desviaciones problemáticas del típico patrón de marcha en la cadera y en otras
articulaciones. En la figura II.6 se observan los ejes y grados de libertad de la cadera. [20]
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Figura II.6 Ejes y grados de libertad de la cadera. [23]
En el caso de la rodilla, es posible encontrar tres grados de libertad de rotación angular
durante la marcha, estos se muestran en la figura II.7. El movimiento principal es la
flexión-extensión de la rodilla sobre un eje medial-lateral.
También pueden realizarse la rotación interna y externa de la rodilla y la aducción-
abducción (varo-valgo), pero con menos consistencia y amplitud entre individuos sanos
debido a restricciones del tejido blando y del hueso a estos movimientos. [20]
Figura II.7 Ejes y grados de libertad de la rodilla. [23]
El movimiento del tobillo está limitado por la morfología de la articulación tibioperonea-
astragalina, que permite solo la flexión plantar (extensión) y la dorsiflexión (flexión).
Aunque frecuentemente se modela en el análisis de la marcha como un segmento rígido, se
necesita el pie para actuar tanto una estructura semirrígida (como un resorte durante la
transferencia de peso y como un brazo de palanca durante el despegue) o como una
estructura rígida que permite una estabilidad adecuada para mantener el peso del cuerpo. [20]
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Los movimientos de las articulaciones del tobillo subastragalina, tarsiana, metatarsiana y
falángicas contribuyen a una progresión uniforme del centro de gravedad a lo largo del
espacio. Se producen constantes ajustes en estas articulaciones en respuesta a las
características del terreno y a la actuación de los músculos que las cruzan, lo cual
proporciona una interacción uniforme entre el cuerpo y la gran variedad de superficies que
encontramos cuando caminamos como se muestra en la Figura II.8.
La pérdida de movimiento o función muscular normal en estas articulaciones tiene un
efecto directo no solo en el pie o en el tobillo sino también en las restantes articulaciones de
la extremidad inferior. [23]
a) b) Figura II.8 Movimientos del tobillo. [23]
La pelvis y el tórax pueden ser considerados por separado o como una unidad rígida que
comprende la cabeza, las extremidades superiores y el tronco (pelvis y tórax), o segmento
CBT, como se muestra en la Figura II.9.
Los estudios existentes indican que los movimientos del hombro son principalmente los de
flexión-extensión y de rotación interna y externa en las articulaciones glenohumerales. Se
producen así mismo la flexión-extensión del codo y la pronación-supinación del antebrazo.
El movimiento de la columna cervical es principalmente la flexión-extensión y la rotación
para estabilizar la fijación de la mirada o para facilitar el reflejo vestíbulo-ocular a medida
que el cuerpo se mueve por el entorno. [23]
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Figura II.9 Alineaciones del miembro inferior. [23]
Existe otro mecanismo fundamental del miembro inferior, cuyas funciones permiten al
individuo lograr una gran cantidad de movimientos. El Mecanismo “Windlass” es la acción
coordinada de las capas del músculo, el tendón, el ligamento y la arquitectura ósea, para
mantener la altura del arco y la estabilidad (rigidez) del pie. Sin un funcionamiento
“Windlass” correcto, el pie no se comportaría como una palanca eficiente, y no se podría
lograr la fuerza efectiva de propulsión o empuje. También existe evidencia en literatura
científica que comprueba que un retraso o una ausencia del comienzo del mecanismo
“windlass” pueden llegar a jugar un importante papel en la incidencia de algunas lesiones.
En la figura II.10a se observa el mecanismo durante la fase de despegue de talón, y en la
Figura II.10b se observa en la fase plantar. [39]
a)
b)
Figura II.10 El mecanismo “windlass”
II.3.1 El ciclo de la marcha
El Ciclo de Marcha o Andar empieza cuando un pie hace contacto con el suelo y termina
cuando ese pie hace contacto con el suelo nuevamente. De esta manera, cada ciclo empieza
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en el contacto inicial con una fase de apoyo y avanza hacia una fase de balanceo de la
marcha hasta que el ciclo termina con el siguiente contacto inicial de la extremidad. [37]
La marcha consta de varias fases o momentos. Desde que comienza el apoyo del pie hasta
que despega del suelo, oscila por el aire y vuelve a apoyar. El ciclo de marcha suele
descomponerse en los siguientes momentos o fases:
a) Apoyo talón
b) Apoyo plantar
c) Despegue del talón
d) Despegue de los dedos
En un momento de la marcha ambos pies apoyan en el suelo. El esquema es entonces el
mostrado en la Figura II.11:
Figura II.11 Esquema de las fases de la marcha.
Del esquema anterior, se observa dos grandes fases dentro del ciclo de la marcha:
a) Fase de apoyo, que representa el 60% aproximadamente del ciclo total (Figura II.12).
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Figura II.12 Fase de apoyo.
b) Fase de oscilación, en que el pie (la extremidad inferior entera se desplaza en el aire)
oscila, y representa un 40% aproximadamente del ciclo total (Figura II.13).
Figura II.13 Fase de balanceo u oscilación.
Si se tiene en cuenta la duración de cada una de las fases se observa, que sumando los
ciclos que se están produciendo de manera simultánea en ambos miembros inferiores en
algún momento los pies se encuentran en contacto con el suelo. A este nuevo periodo se le
denomina fase de doble apoyo. [37]
II.3.2 Parámetros de la Marcha
Los siguientes parámetros de la marcha son modificados de persona en persona por factores
como la talla, la edad, patologías o trastornos locomotores entre otros.
Largo de paso: Es la distancia entre el evento de un pie y el evento del subsecuente otro pie. Por ejemplo, cuando ambos pies están en contacto con el suelo, el largo de
paso derecho es la distancia entre el talón del pie izquierdo y el talón del pie
derecho.
Zancada o largo de ciclo: Es la distancia entre el contacto inicial de un pie hasta el próximo contacto inicial del mismo pie.
Velocidad: Es la velocidad promedio del cuerpo a lo largo del plano de progresión
medido sobre una o más zancadas. Se mide en centímetros por segundo.
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Cadencia: Es el número de pasos en una unidad de tiempo (generalmente es el
minuto). [38]
II.3.3 El Centro de gravedad durante la marcha
Se consigue un mínimo gasto de energía cuando el cuerpo se mueve en línea recta sin que
el centro de gravedad se desvíe. En este sentido, cuanto mayor sea el desplazamiento del
centro de gravedad, mayor será el gasto de energía, por lo que gran parte de la dinámica de
la marcha se supedita a este concepto, que permite repetir el ciclo de la marcha durante
largos periodos sin excesivo esfuerzo. [38]
Los desplazamientos del centro de gravedad durante la marcha son dos:
Desplazamiento vertical: Con un rango de movimiento alrededor de 5cm.
Desplazamiento horizontal: Con un rango aproximado de 5cm de movimiento también.
II.3.4 Determinantes de la Marcha
En la marcha, existe una serie de momentos determinantes que permiten realizar
movimientos de manera fisiológica y que, tras sufrir determinadas alteraciones, generarán
patrones patológicos de la marcha. [38]
Algunos de estos determinantes son:
Rotación pélvica: Durante la marcha, la pelvis realiza movimientos relevantes en, al
menos, dos direcciones. Por un lado, el miembro inferior que se adelanta, no sólo lo
hace a expensas de una flexión de cadera, sino también por el adelantamiento de la
hemipelvis homolateral, que ayuda al avance de dicho miembro inferior. De la
misma forma, el miembro inferior que se encuentra posterior, no sólo presenta una
extensión de la cadera, sino también desplazamiento posterior de la misma
hemipelvis. La suma de ambos movimientos es lo que conocemos como rotación
pélvica.
Inclinación pélvica: La hemipelvis del lado en fase de balanceo, sufre una caída o descenso respecto a la hemipelvis contralateral. Esta caída debe encontrarse en unos
patrones determinados, pues si fuese exagerada podría ser patológica.
Flexión de la rodilla durante la fase de apoyo: Se mantiene en una flexión de 10° a 20° y permite la minimización del desplazamiento del centro de gravedad en sentido
vertical.
Ancho de la base de sustentación: Tiene la cualidad de que, cuanto menor sea su dimensión, menor el desplazamiento del centro de gravedad en sentido lateral
(menor gasto energético) y menor estabilidad.
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De igual manera, cuanto mayor sea el ancho de la base de sustentación, mayor será
el desplazamiento del centro de gravedad (mayor gasto energético) y por ende
mayor estabilidad.
Rotación recíproca de la cintura escapular: La coordinación de cintura escapular y
cintura pélvica durante la marcha se produce a través de una rotación alternante. Eso
permite conservar energía potencial que facilite el siguiente paso.
II.3.5 Fases de la marcha
Es sumamente necesario analizar cada una de las fases en las que consiste la marcha, ya
que será una buena herramienta para realizar un diseño óptimo de un robot bípedo. Gracias
a estas fases se obtendrá un bosquejo de cada movimiento que deberá realizar el prototipo.
II.3.5.1 Fase de apoyo
La fase de apoyo o llamada también portante, abarca el 60 % de la zancada y consta de dos
periodos de doble apoyo del miembro (inicial y final), cuando el pie contralateral está en
contacto con el suelo, y de un periodo intermedio de apoyo unipodal, cuando el miembro
contralateral está inmerso en la fase oscilante. La fase portante se puede descomponer en
tres hitos o periodos. [20]
II.3.5.2 Contacto o apoyo del talón
Contacto es la fase de amortiguación del ciclo de marcha. En este momento, la rodilla se
flexiona antes que el pie golpee el suelo y éste prona o rota hacia adentro. Esto causa que
el pie y la pierna funcionen juntos como un amortiguador de carro. El pie necesita estar
con bastante movilidad en este momento para permitir cualquier desnivelación en el terreno
(Figura II.14).
El inicio de la fase de contacto en la marcha se identifica en el instante del golpe de la
rodilla. El final del período de contacto está representado por el momento en que el antepié
hace contacto. A este evento se le conoce como caída del pie y marca el inicio de la fase de
posición media de apoyo. El periodo de contacto dura aproximadamente un 25% del tiempo
total en que el pie está en contacto con el suelo. [20]
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Figura II.14 Fase de apoyo o contacto del talón.
II.3.5.3 Posición media
Para esta fase, ya el pie debe de haber dejado de pronar. La posición media es el momento
cuando el pie y la pierna proporcionan una plataforma estable por donde pasa el peso del
cuerpo. Si el pie continuara pronando, en estos momentos, habría mucho movimiento e
inestabilidad. Durante la fase media de apoyo, el pie está en una fase de balanceo y así todo
el peso del cuerpo recae solo sobre la extremidad de apoyo.
Esto quiere decir que la fase de posición media de apoyo es el momento en que la
extremidad inferior está particularmente susceptible a sufrir una lesión. La posición media
es también la fase más extensa del período de apoyo, y dura aproximadamente el 50% del
total del período de apoyo. Debido a que la posición media de apoyo es el momento donde
todo el peso del cuerpo recae en un solo pie, esto tiene un efecto de aplanamiento en el arco
del pie. El pie en si tiene específicamente elementos diseñados para resistir un
aplanamiento excesivo del arco en ese momento. A estos se les llama estructuras de auto
soporte (Figura II.15). [20]
Figura II.15 Posición media.
II.3.5.4 Propulsión o despegue digital
La propulsión es la etapa final de la fase de apoyo de la marcha. La propulsión empieza
inmediatamente con el despegue del talón. Conforme el dedo gordo se dorsiflexiona, el
mecanismo “windlass” entra en acción al apretar la fascia plantar y al ayudar a elevar el
arco del pie.
Este mecanismo es muy importante ya que le permite al pie convertirse en una eficiente
palanca. El pie debe supinarse durante la propulsión para permitir que los huesos del medio
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pié se acoplen unos con los otros para producir una estructura rígida y estable capaz de
propulsar el peso del cuerpo hacia delante.
Si el mecanismo “windlass” ya sea se retrasa como sucede anormalmente con un pie
pronador, o se dificulta por un calzado con diseño deficiente, el pie no trabajará
apropiadamente durante la fase tardía de la posición media y la fase propulsiva de la
marcha. El resultado de esta deficiencia funcional es un alto riesgo de sufrir una lesión
músculoesquelética. (Figura II.16) [20]
Figura II.16 Propulsión o despegue digital.
II.3.5.5 Fase de balanceo
El inicio de la etapa de balanceo de la marcha está identificado por la punta o extremo del
pie. El final de la fase de balanceo sucede justo antes de que el talón haga contacto con el
suelo. En la fase de balanceo, el pie está completamente en el aire; aunque las
interrupciones a la fase normal de balanceo pueden afectar el equilibrio de la biomecánica
de la extremidad inferior, la fase de apoyo de la marcha es tal que por lo menos una parte
del pie está en contacto con el suelo y éste se distingue como el momento en que ocurren la
mayoría de las lesiones. (Figura II.17) [20]
Figura II.17 Fase de balanceo.
II.3.6 Comportamiento del miembro inferior en la marcha
A continuación se detalla el movimiento del miembro inferior en cada fase de la marcha,
detallando que articulaciones, ligamentos o músculos intervienen y como lo hacen. En la
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Figura II.18 se observa un gráfico con una nomenclatura que pretende identificar cada fase
y eventos que constituyen la marcha.
Figura II.18 Fases del ciclo de la marcha.
Fases:
Fase de apoyo (0al 62%): A+B+C+D
Fase de balanceo (62 al 100%): E+F+G+H
Periodos:
Doble apoyo
Apoyo unipodal
Doble apoyo
Balanceo
Eventos
A: contacto inicial
B: respuesta a la carga
C: apoyo medio
D: apoyo final
E: pre-balanceo
F: balanceo inicial
G: balanceo medio
H: balanceo final
II.3.6.1 Contacto inicial
Talón-tobillo a 90º, por contracción excéntrica de pretibiales, que frenan la inercia y
controlan el pie. En rodilla los vastos en excéntrica evitan el colapso. Y en cadera hay una
flexión de 35º y comienza a extenderse por contracción de isquios en excéntrica. [32]
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II.3.6.2 Respuesta a la carga
Contacto total del pie o apoyo plantar completo en posición neutra. Flexión de 15º en la
rodilla para absorber el movimiento controlando excéntricamente los flexores y la cadera
comienza a extenderse con los isquios en concéntrica, el glúteo medio se contrae en
excéntrica para estabilizar la cadera. [32]
II.3.6.3 Apoyo medio
La tibia se flexiona sobre el astrágalo 10º, el soleo en contracción excéntrica frena la
dorsiflexión, los gemelos se unen al soleo al final, en la rodilla hay una extensión total, sin
acción muscular, estabilizada por los ligamentos cruzados y laterales. [32][20]
II.3.6.4 Apoyo final
Momento de aceleración, apoyo de cabezas de MT y elevación del talón, El momento de
fuerza mecánica que se genera tratando de dorsiflexión del tobillo, encuentra resistencia
desde el apoyo medio hacia adelante, por una contracción excéntrica de los músculos de la
pantorrilla.
Casi al mismo tiempo que se desarrolla la máxima reacción en dirección a la dorsiflexión,
los flexores plantares del tobillo presentan su máxima actividad eléctrica. Esta máxima
actividad muscular, salvando el momento de dorsiflexión, constituye el despegue del pie.
Esto es una respuesta secuencial de los flexores plantares durante el despegue del suelo,
que se contraen concéntricamente (gemelos). La rodilla comienza a flexionarse por acción
de los isquios, controlada por el recto anterior en excéntrica, la cadera se extiende 5º más de
la posición neutra. [32]
II.3.6.5 Pre-balanceo
Hay una flexión plantar por concéntrica de los flexores plantares, excéntrica de los flexores
de los dedos, flexión de rodilla controlada por el cuádriceps en excéntrica, y hay flexión de
cadera por psoas erecto en concéntrica. [32][37]
II.3.6.6 Balanceo inicial
Existe una contracción concéntrica de pretoriales, concéntrica de tríceps, rodilla flexionada
por los isquios y comienza la flexión de cadera en concéntrica de los flexores y acción
intramuscular de los isquios en excéntrica.
El psoas iliaco y el aductor largo generan un momento de fuerza de flexión en la cadera
durante el intervalo de despegue.
Esta acción resiste la tendencia del movimiento hacia delante del cuerpo para hiperextender
la cadera y produce flexión de la misma. El movimiento hacia delante del fémur inicia la
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flexión de la rodilla, mientras que la rodilla es llevada hacia adelante y el pie está todavía
en contacto con el suelo. [32]
II.3.6.7 Segundo balanceo
Pie en posición neutra por concéntrica de pretibiales, la rodilla se extiende, los
isquiotibiales están activos y la cadera sigue en flexión por los flexores de cadera, es decir,
inicia desde el punto final del balanceo y continúa hasta que el impulso del miembro este
frente al cuerpo y la tibia esté vertical. [32]
II.3.6.8 Balanceo final
La acción de los músculos isquiotibiales durante la última parte de este intervalo, ayuda a
desacelerar el balanceo de la pierna hacia adelante y ayuda a controlar la posición del pie,
conforme se acerca al suelo. Los isquios controlan en excéntrica la extensión de la rodilla.
La cadera disminuye su flexión. [32][37]
II.4 Sumario
En este capítulo muestra cómo se constituye el miembro inferior, la biomecánica que está
presente y las fases que establecen la marcha humana; con la finalidad de analizar el futuro
funcionamiento de la órtesis por subfases, y lograr que desempeñe su función lo más
eficientemente posible.
Con la información recabada acerca la constitución del miembro inferior y marcha, se
diseñará la órtesis con los requerimientos mecánicos necesarios, para lograr la óptima
adaptación al paciente, y que cumpla la rehabilitación satisfactoriamente.
Las fases de la marcha son de gran utilidad, cuando se desarrolla el dispositivo de
adquisición de datos de la evolución del desplazamiento angular de las articulaciones,
debido a que estas deberán ser encontradas en las pruebas que realice un individuo. En caso
de que el paciente realizara estas, se observaría en qué fase de la marcha presenta
irregularidades, y se tendría una guía útil para identificar los movimientos a rehabilitar.
CAPÍTULO
III “ANÁLISIS DE LA CINEMÁTICA DE LA
MARCHA”
En este capítulo se presentan los cálculos
de fuerzas así como los cálculos necesarios
para determinar la cinemática del miembro
inferior, las ecuaciones y simulaciones
gráficas sobre la marcha humana a través
de un dispositivo mecánico-electrónico de
adquisición de datos de pruebas para la
obtención de parámetros sobre la marcha
humana.
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III.1 Metodología
En este capítulo se describen los procedimientos necesarios para entender la marcha
humana, tales como el análisis de fuerzas actuantes en cada fase y la representación
cinemática usando el método Denavit-Hartenberg. Además se elabora un dispositivo para
adquirir los ángulos que serán de suma ayuda para comprender el desplazamiento de cada
articulación.
El análisis de fuerzas tiene como objetivo identificar la fuerza que recae en cada extremidad
para poder seleccionar el mejor material de la órtesis y los torques necesarios del
servomotor. Se utilizan principios básicos de estática, como las condiciones de equilibrio y
la transmisibilidad de fuerzas.
III.2 Análisis de las fuerzas actuantes en la marcha
El ciclo de marcha (figura III.1), requiere un correcto funcionamiento del sistema músculo-
esquelético y sistema nervioso, el ciclo de marcha se divide en: apoyo, que es el periodo
completo en el cual el pie está en contacto con el suelo, y el balanceo, es cuando el pie se
eleva del piso hasta que el talón hace contacto con el suelo, además podemos subdividir el
ciclo de la marcha en otras sub-fases: contacto inicial, respuesta a la carga, postura media,
postura terminal, pre-balanceo, balanceo inicial, balanceo medio, balanceo final.
Figura III.1 Ciclo de la marcha. [5]
Para realizar el análisis de las fuerzas que intervienen en el lapso de un paso, se utilizan
diagramas de cuerpo libre para estimar los vectores resultantes y así de esta manera calcular
las fuerzas que se desarrollan y encontrar patrones de carga en cada fase durante el ciclo de
marcha.
Algunas de las características del paso son:
Velocidad, es la medida del avance del centro de masa del sujeto.
Consonancia, es el número de veces que ambos pies tocan la tierra por unidad de tiempo.
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Tiempos de postura y balanceo, es la razón postura entre balaceo, es la relación en
tiempo entre las dos fases. [29]
A continuación se presenta el análisis de fuerzas de cada una de las fases de la marcha. Está
enfocado para conocer cuanta fuerza se transmite a lo largo de los huesos, cuanto peso cae
en cada articulación, y cuanto peso es soportado por cada uno de los miembros inferiores.
Este análisis parte de los principios del polígono de fuerzas y sistemas de fuerzas
concurrentes.
Se toma como referencia a un individuo con altura de 1.70m y peso de 70 Kg. En el caso de
que sea otra persona con diferentes características, se puede ingresar estos parámetros
dentro de la programación.
La longitud de la pierna, pantorrilla y pie, están determinados por relaciones extraídas de
documentos médicos, con el propósito de estandarizar estos parámetros. Para realizar los
cálculos con mayor rapidez, se dispuso del software comrcial MatLab®, en donde solo son
ingresados los datos del individuo a evaluar. A continuación, se presenta el código íntegro con extensión “.m”.
syms T1 T2 T3 T4 T5 T6 PT PPIERNA PPANT PPIE;
TA=((PT-(.1668*PT))/sin(T1+T2))*T2; TB=((PT-(.1668*PT))/sin(T1+T2))*T1;
TC=sqrt(((((cos (T2))*TB)+((cos (T2))*(PT*.105)))^2)+(((sin(T2)*TB))+((sin (T2))*(PT*.105)))^2); TD=sqrt(((((cos (T1))*TA)+((cos (T1))*(PT*.105)))^2)+(((sin(T1)*TA))+((sin (T1))*(PT*.105)))^2); TE=sqrt(((((cos (T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+(cos (T3+T2-
(180*pi/180))*(PT*.0495)))^2)+(((sin(T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+((sin (T3+T2-(180*pi/180)))*(PT*.0495)))^2); TF=sqrt((((((cos ((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+(cos ((180*pi/180)-
T4+T1))*(PT*.0495)))^2)+(((sin((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+((sin ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495)))^2);
TG=sqrt((((((sin (pi-((90*pi/180)-T3-T2+pi+T5)))*(.0143*PT))+(((cos (T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+(cos (T3+T2-(180*pi/180))*(PT*.0495)))))^2)+(((cos (pi-((90*pi/180)-T3-T2+pi+T5)))*(.0143*PT))+((sin(T3+T2-(180*pi/180)))*TC)+((sin (T3+T2-
(180*pi/180)))*(PT*.0495)))^2); TI=sqrt((((((cos (pi-T6-(((180*pi/180)-T4+T1))))*(.0143*PT))+(((cos ((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+(cos ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495))))^2)+(((sin (pi-T6-(((180*pi/180)-
T4+T1))))*(.0143*PT))+((sin((180*pi/180)-T4+T1))*TD)+((sin ((180*pi/180)-T4+T1))*(PT*.0495)))^2);
TP= input('Dame el valor del peso del cuerpo'); TH = input('Dame el valor de los angulos: '); TH= TH * pi / 180;
VC= input('Dame el tamaño de la pierna: '); Vd= input('Dame el tamaño de la pantorrilla: '); Ve= input('Dame el tamaño del pie: ');
T1= TH(1); T2= TH(2); T3= TH(3);
T4= TH(4); T5= TH(5);
T6= TH(6);
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PT= 9.8*TP(1);
PPIERNA= VC(1); PPANT= Vd(1); PPIE= Ve(1);
TA = eval(TA) TB = eval(TB) TC = eval(TC)
TD = eval(TD) TE = eval(TE)
TF = eval(TF) TG = eval(TG) TI = eval(TI)
Los resultados obtenidos son mostrados a continuación en las Figuras III.2 a la III.10, es
fácil observar la obtención de los ángulos a partir de los diagramas.
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG Dame el valor de los ángulos: [15 23 169 151 87 85]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30cm
TA = 372.6804 N
TB = 243.0525N
TC = 315.0825N
TD = 444.7104N
TE = 349.0395N
TF = 478.6674N
TG = 353.6011N
TI = 488.4056N
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [15 23 163 151 101 85]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 372.6804N
TB = 243.0525N
TC = 315.0825N
TD = 444.7104N
TE = 349.0395N
TF = 478.6674N
TG = 349.3484N
TI = 488.4056N
Figura III.3 Despegue antepie derecho.
Figura III.2 Contacto inicial derecho.
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Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [15 1 131 175 85 87]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30cm
TA = 36.1920N
TB = 542.8801N
TC = 614.9101N
TD = 108.2220N
TE = 648.8671N
TF = 142.1790N
TG = 639.0588N
TI = 148.2898N
Figura III.4 Apoyo monopodal derecho.
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [15 23 168 169 85 101]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 372.6804N
TB = 243.0525N
TC = 315.0825N
TD = 444.7104N
TE = 349.0395N
TF = 478.6674N
TG = 353.6011N
TI = 487.4284N
Figura III.5 Fase de oscilación izquierda.
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [23 15 158 160 85 87]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 243.0525N
TB = 372.6804N
TC = 444.7104N
TD = 315.0825N
TE = 478.6674N
TF = 349.0395N
TG = 477.2312N
TI = 358.7781N Figura III.6 Contacto inicial derecho.
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Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [19 15 151 153 85 81]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 267.5965N
TB = 338.9555N
TC = 410.9855N
TD = 339.6265N
TE = 444.9425N
TF = 373.5835N
TG = 441.2019N
TI = 383.3220N
Figura III.7 Despegue antepie derecho.
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [15 1 175 136 85 69]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 36.1920N
TB = 542.8801N
TC = 614.9101N
TD = 108.2220N
TE = 648.8671N
TF = 142.1790N
TG = 648.4277N
TI = 151.9204N
Figura III.8 Apoyo monopodal izquierdo.
Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [23 15 159 177 85 101]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30cm
TA = 243.0525N
TB = 372.6804N
TC = 444.7104N
TD = 315.0825N
TE = 478.6674N
TF = 349.0395N
TG = 477.5712N
TI = 357.8078N
Figura III.9 Fase oscilación derecho.
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Dame el valor del peso del cuerpo 70 KG
Dame el valor de los ángulos: [23 15 30 169 85 76]
Dame el tamaño de la pierna: 40 cm
Dame el tamaño de la pantorrilla: 52 cm
Dame el tamaño del pie: 30 cm
TA = 243.0525N
TB = 372.6804N
TC = 444.7104N
TD = 315.0825N
TE = 478.6674N
TF = 349.0395N
TG = 488.4407N
TI = 357.0223N
Figura III.10 Contacto inicial derecho.
III.3 Análisis cinemático del desplazamiento de las articulaciones.
Debido a que el cuerpo humano es un sistema compuesto de eslabones y articulaciones, es
fundamental el uso de ciertas técnicas usadas en la robótica. Para realizar el análisis
cinemático del desplazamiento del miembro inferior, se utilizó la representación de
Denavit-Hartenberg, esto permite saber la posición de cada articulación con respecto a la
cadera. En la figura III.11, se muestran los sistemas de coordenadas para cada articulación
del miembro inferior, dicho sistema se establece para los parámetros de Denavit-
Hartenberg.[42]
Una vez más, son tomadas las características del sujeto que fue sometido al análisis de
fuerzas, es decir, 1.70m de altura, 70 Kg de peso y las relaciones óseas de estos parámetros.
III.3.1 Representación de Denavit - Hartenberg
Denavit y Hartenberg propusieron, en 1955, un método matricial para establecer un sistema
de coordenadas ligado a cada elemento en una cadena articulada. [42]
Los parámetros y restricciones de movimiento, propuestos por Denavit y Hartenberg son:
1. Llevar el mecanismo a una posición inicial, siendo esta, la referencia para medir los
desplazamientos del sistema (Figura III.).
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a) b)
Figura III.11 Posición inicial.
2. Se enumeran los eslabones del sistema, comenzando por la base del robot (miembro
inferior), hasta el n para el efector final (III.12).
Figura III.12 Eslabones involucrados.
3. Se enumeran las articulaciones del sistema, comenzando con 1 para la primera
articulación y n para la última (Figura III.13).
Figura III.13 Articulaciones del sistema del miembro inferior.
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4. Los sistemas de coordenadas (Figura III.14) se asignan en donde se intersectan el
eslabón i-1 con la articulación i de acuerdo con los siguientes puntos:
Los ejes Z estarán ubicados a lo largo del eje de movimiento de la
articulación.
Para el caso de articulaciones de revolución será a lo largo del eje de
rotación.
Para las articulaciones prismáticas, será a lo largo del eje de movimiento de ésta.
Se asigna el primer sistema de coordenadas a la base del manipulador.
Los ejes de este sistema están en línea con la orientación del brazo.
Sistema cero.
Los ejes xi se asignan de manera tal que estos sean normales a los ejes zi-1.
Los ejes yi complementan los sistemas de coordenadas para formar sistemas
dextrógiros.
Un último sistema de coordenadas se asigna al efector final.
Este, conservará la orientación del sistema de coordenadas n-1.
Se identifica el sentido positivo en el desplazamiento de las articulaciones.
Con respecto, a la regla de la mano derecha.
Un eslabón es considerado como un cuerpo rígido.
Esta descrito por la longitud y el giro del eslabón.
Las articulaciones se describen también por dos parámetros.
El descentramiento del eslabón.
El ángulo de la articulación.
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Figura III.14 Designación de los sistemas de coordenadas en cada articulación.
III.3.2 Metodología de los parámetros de D-H
Analizando la figura anterior se pueden obtener los parámetros de Denavit-Hartenberg (D-
H), los cuales son los siguientes:
Longitud del eslabón ai:
Distancia desde el origen del sistema de coordenadas i hasta la intersección de los ejes xi y zi-1, a lo largo del eje xi.
Giro del eslabón αi:
Ángulo formado entre el eje zi-1 al eje zi alrededor del eje xi.
Descentramiento del eslabón di:
Distancia desde el origen del sistema de coordenadas i-1 hasta la
intersección de los ejes x1 y zi-1, a lo largo del eje zi-1.
Ángulo de la articulación θi:
Ángulo de la articulación del eje xi-1 al eje xi respecto al eje zi-1.
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Como todas las articulaciones del miembro inferior son mecanismos de revolución, θ será
variable en este caso.
Considerando lo anterior y la figura III.13, se obtiene la tabla III.1, que sintetiza los
parámetros de D-H y así obtener una matriz de transformación homogénea que nos indique
el desplazamiento de cada articulación.
Tabla III.1 Tabla de Denavit-Hartenberg
Articulación θ α a d
1 -90* -90 0 0
2 -90* 90 0 0
3 90* 0 7 40
4 0* 0 0 52
5 0* 90 0 0
6 0* 0 0 30
Una vez establecido el sistema de coordenadas y los parámetros de D-H para cada
elemento, estas operaciones se pueden expresar mediante una matriz de traslación y
rotación homogénea. Esta matriz compuesta i-1
Ai es conocida como la matriz de D-H la cual
se puede observar en la siguiente ecuación.
Matriz D-H.
(III.1)
A continuación se sustituyen los valores de los parámetros de D-H en la matriz de
transformación homogénea de D-H tomando en cuenta que:
Para una articulación de revolución: - di, ai y αi son constantes.
- θi es la variable de la articulación.
Para una articulación prismática:
- La variable será di.
- ai, αi y θi son constantes.
Esto se puede resumir en las siguientes matrices resultantes de la Matriz D-H, cada matriz
nos indica los desplazamientos para cada una de las articulaciones, una con respecto a la
anterior.
1000
cossin0
sinsincoscoscossin
cossinsincossincos
1
d
a
a
Ai
i
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Los valores que se obtienen corresponden a los de flexión y extensión, así como los de
aducción y los de abducción.
La primera matriz corresponde al sistema de coordenadas 1 al sistema de coordenadas 0.
Matriz 1
La siguiente matriz es del sistema de coordenadas 2 al sistema de coordenadas 1.
Matriz 2
La tercera matriz es del sistema de coordenadas 3 al sistema de coordenadas 2.
Matriz 3
La siguiente matriz corresponde al sistema de coordenadas 4 al sistema de coordenadas 3.
Matriz 4
1000
0010
01cos01sin
01sin01cos
1
0
A
1000
0010
02cos02sin
02sin02cos
2
1
A
1000
7100
3sin4003cos3sin
3cos4003sin3cos
3
2
A
1000
0100
4sin5204cos4sin
4cos5204sin4cos
4
3
A
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La siguiente matriz corresponde al sistema de coordenadas 5 al sistema de coordenadas 4.
Matriz 5
La siguiente matriz corresponde al sistema de coordenadas 6 al sistema de coordenadas 5.
Matriz 6
Lo siguiente es encontrar la matriz que nos permita encontrar desde la primera articulación
hasta el efector final, en este caso el efector final es el pie, para hallar esta matriz es
necesario multiplicar cada una de las coordenadas de las articulaciones del mimbro inferior,
esto se multiplica de la siguiente manera:
0A1 *
1A2 =
0A2…… (III.3.2.a)
0A2 *
2A3 =
0A3…… (III.3.2.b)
0A3 *
3A4 =
0A4…… (III.3.2.c)
0A4 *
4A5 =
0A5…… (III.3.2.d)
0A4 *
4A5 =
0A5…… (III.3.2.e)
Se recurrió al software MatLab®, con la finalidad de resolver el sistema de ecuaciones
correspondientes a la posición de la plante del pie con respecto a la base, es decir, la cadera.
El código del programa podrá ser observado en el apartado de anexos.
Al ser ejecutado el programa se observa que se requiere introducir ciertos datos referentes
al miembro inferior, uno de ellos es la posición de cada una de las articulaciones y el otro
es la longitud de cada eslabón, en este caso, la pierna, pantorrilla y la planta del pie. Cabe
destacar que solo basta hacer un caso de estudio para comprobar la correcta resolución del
análisis cinemático, siendo este la posición inicial del mecanismo, es decir, cuando se está
en reposo plantar. A continuación se observa la ejecución:
1000
0010
05cos05sin
05sin05cos
5
4
A
1000
0100
6sin3006cos6sin
6cos3006sin6cos
6
5
A
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Dame el valor de los ángulos: [-90 -90 90 0 0 0]
Dame el valor de los eslabones: [40 52 30]
A06 =
1.0000 -0.0000 -0.0000 122.0000
0.0000 1.0000 -0.0000 7.0000
0.0000 0.0000 1.0000 0.0000
0 0 0 1.0000
Estos valores de ángulos introducidos, son los que se obtuvieron de la posición inicial del
miembro inferior. Una forma eficaz de comprobar este resultado es observar el diagrama
del miembro y la matriz resultante de la sustitución en la matriz de la cinemática directa.
Como se observa en la ecuación A06, el sistema de coordenadas de la base se encuentra
alineado con el sistema de coordenadas del eslabón final, además nos dice que está a una
distancia de 122 cm en el eje „X‟ y a una distancia de 7cm en el eje „Y‟, que es el
descentramiento del eslabón de la rodilla y la cadera.
En el apartado de anexos, se presenta la cinemática directa sin haber sido sustituida debido
a que es una matriz muy larga.
Gracias a la cinemática directa, es posible determinar la posición del efector final, en este
caso la planta del pie. Además, resulta una matriz capaz de adaptarse a cualquier cambio
que exista en el sistema, ya sea con respecto a los ángulos de cada articulación o incluso a
las condiciones de longitud en los eslabones que presenten distintos sujetos.
La matriz de D-H es de suma importancia para dotar a un sistema de autonomía, es decir
que el propio sistema conozca la posición de su efector final y pueda retroalimentar al
sistema o pueda restringirlo en un determinado espacio de trabajo.
Por otra parte, se puede obtener una matriz de este tipo incluso cuando se tengan más
grados de libertad, ya sea en la rodilla y/o en la cadera. También se puede aplicar a
cualquier otro sistema móvil del cuerpo humano.
Es necesario resaltar que se tiene que examinar estos sistemas individualmente, no es
posible desarrollar la cinemática directa con ambas extremidades, o al menos se interpretó
así en este trabajo.
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Otra de las posibilidades que se obtienen de esta técnica es conseguir la posición de la
cadera con respecto al pie en una fase de desplazamiento, pero habría que rediseñar los
sistemas de coordenadas y obtener los valores de Denavit- Hartenberg.
III.4 Dispositivo y pruebas de marcha
Es necesario conocer con cierto grado de precisión cómo evolucionan los ángulos de las
articulaciones a lo largo de la marcha, para poder controlar de manera eficiente el actuador
de la órtesis, en este caso, el servomotor. Es por ello, que se realizó un dispositivo
adaptable al miembro inferior, con la finalidad de crear pruebas y obtener parámetros con
respecto a la marcha humana. De esta forma observar y analizar por medio de graficas los
patrones de marcha, así como los distintos ángulos que van evolucionando. Este
dispositivo, consta de una parte electrónica y una serie de cuatro cinturones que se
desarrollaron para ser adaptados al miembro inferior.
El circuito consta de un microcontrolador de la serie PIC16F84A de Microchip®, un
módulo de comunicación RS232, y un convertidor analógico digital PCF8591 de la marca
Phillips®. Gracias a una comunicación RS232 es posible transferir los datos obtenidos de
los sensores, a una computadora personal que cuente con el puerto serial. De esta forma son
capturados los datos en el programa Excel® para obtener las gráficas que demuestran la
relación que existe entre cada ángulo de cada extremidad a lo largo de la marcha.
III.4.1 Circuito electrónico para dispositivo
El siguiente circuito electrónico es el encargado de adquirir los datos obtenidos por los
sensores de posición angular. Como todo proyecto electrónico en donde se usan
microcontroladores, es necesario construir el cableado en un programa de simulación
electrónica, en este caso, ISIS® de LabCenter Electronics® el cual fue la plataforma de
diseño electrónico. En la Figura III.15, se muestra como está constituido el circuito.
Figura III.15 Circuito electrónico del dispositivo.
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III.4.2 Desarrollo del programa
Una vez diseñado el circuito físico se debe proseguir a plantear el programa necesario, para
ello se puede hacer uso de los diagramas de flujo, para tener bien en claro la operación del
circuito. En la Figura III.16 se representa el diagrama correspondiente al funcionamiento
del circuito.
Figura III.16 Diagrama de flujo del algoritmo.
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Como se observa, se trata de un lazo de repetición infinita, no dispone de ninguna
condición de testeo o repetición de un numero conocido de veces, así que empezará a
funcionar de forma automática en cuanto sea conectado el circuito.
Una vez realizado el programa siguiendo a detalle el diagrama de flujo, es posible simularlo
por medio del programa ISIS® antes de grabar en el microcontrolador, o incluso montarlo
en el circuito. En la figura III.17 se aprecia la simulación con una ventana virtual, que se
denomina Hyperterminal.
Figura IV.17 Simulación del circuito electrónico mediante ISIS.
Es posible apreciar que los valores correspondientes a las entradas analógicas son las
mismas que las mostradas en la terminal virtual, por lo que el programa satisface los
objetivos previstos, es entonces que se puede grabar el fichero .hex en el microcontrolador.
Cabe destacar, que debido a la extensa programación, esta se muestra en los anexos a este
documento.
Una vez teniendo el circuito electrónico, se procede a realizar pruebas con la ventana de
Hyperterminal para comprobar el funcionamiento del mismo. En la Figura III.18 se observa
una de las pruebas mostradas en la terminal de Windows.
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Figura III.18 Datos enviados del microcontrolador al ordenador.
III.4.3 Desarrollo de cinturones para medir los ángulos del miembro inferior
Para lograr obtener datos reales del movimiento del miembro inferior, se desarrolló una
serie de cinturones capaces de obtener con gran precisión la posición angular de una
extremidad con otra. Es decir, que se puede medir la relación que existe entre la posición
del pie, ante pierna, pierna y cadera en el momento de la marcha. Estos cinturones fueron
hechos de dos barras madera unidas entre sí por un potenciómetro de precisión de 10KΩ,
valor calculado para obtener resoluciones de hasta 256 lecturas por vuelta. En la Figura
III.19 se muestra uno de estos cinturones.
Figura III.19 Cinturón con potenciómetro de precisión
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III.4.4 Resultados obtenidos
Con los cuatro potenciómetros en cada articulación de un individuo, se procedió a conectar
el circuito, abrir la ventana del Hyperterminal y realizar la caminata normal para obtener las
distintas lecturas de las señales analógicas. Una vez hecho esto, se transfirió el texto a una
tabla de Excel® y se graficaron los resultados. A continuación, en la Figura III.20, se
muestra la gráfica correspondiente.
Figura III.20 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 1).
Se realizó otra prueba con una mayor cantidad de muestreos, y por ende, una cantidad
mayor de pasos efectuados, esta se muestra en la figura III.21.
Figura III.21 Evolución de los ángulos en cada articulación (Prueba 2).
No se presentan los datos obtenidos, debido a que son demasiados y no tiene ningún
sentido presentarlos en esta tesis, sin embargo, se propone anexar los correspondientes a
estas gráficas en los anexos a la tesis
Aproximadamente, en cada paso se tomaron alrededor de 20 muestras, y esto se ve
reflejado en la frecuencia con la que cada rodilla alcanza el mismo valor, en este caso la
línea azul y la línea naranja.
Este estudio, sirve para identificar la posición de la rodilla con respecto a los ángulos de las
demás articulaciones. El propósito, más adelante, será el de corregir la posición de la rodilla
gracias al servomotor ubicado en esta, teniendo en cuenta la posición de las demás
articulaciones.
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Estas pruebas pueden ser realizadas en personas que sufran cualquier tipo de lesión medular
en el miembro inferior, así mismo se obtendrían muchas herramientas para diseñar el
funcionamiento de la órtesis, según los requerimientos de cada individuo.
Se debe aclarar, que este dispositivo se presenta como una herramienta para el diseño de la
órtesis en la condición de una lesión medular, sin embargo se requiere de un diseño más
eficiente, debido a que presenta mucho ruido en las señales analógicas, debido a la longitud
del cable entre el cinturón y el circuito. Sin embargo, podemos manipular los datos en
Excel® y agregarles una línea de tendencia de media móvil, para suavizar las gráficas.
Como previamente se mencionó, no requiere de gran precisión estas pruebas, debido a que
no se obtendrán los mismos resultados prueba tras prueba, ni paso tras paso.
III.5 Sumario
En este capítulo se analizaron los parámetros de la marcha y las variables del miembro
inferior, que serán fundamentales para desarrollar la órtesis, tanto en la parte física, parte
mecánica y la parte de control. Así mismo, se obtuvieron buenas herramientas para
diagnosticar a las personas que sufran de este tipo de lesiones, siempre y cuando puedan
someterse a las pruebas correspondientes.
En el transcurso del diseño de la órtesis (Capitulo IV), se utilizarán los parámetros
obtenidos de este capítulo, para la obtención de una órtesis eficiente.
CAPÍTULO IV
“DISEÑO Y CONTROL DE LA ÓRTESIS DE REHABILITACIÓN”
En este capítulo se presenta la arquitectura
de los componentes a utilizar, como
microcontrolador, motor, así como los
materiales a emplear para la construcción
de la órtesis.
Además se presenta el diseño físico de la
órtesis con sus respectivos planos, además
del control del motor a ser utilizado.
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IV.1 Arquitectura para el control de la ortesis
En este capitulo se realizará el diseño de la ortesis basado en los requerimientos que se
observan en el Capitulo III. Se desarrolla una breve descripcion de los componentes a
utilizar, el tipo de control para el actuador y los pasos para hacer el diseño fisico de la
órtesis.
IV.1.1 Servo motor
Un servomotor es un motor eléctrico que consta con la capacidad de ser controlado, tanto
en velocidad como en posición. Los servos se utilizan frecuentemente en sistemas de radio
control y en robótica, pero su uso no está limitado a estos. Es posible modificar un
servomotor para obtener un motor de corriente continua que, si bien ya no tiene la
capacidad de control del servo, conserva la fuerza, velocidad y baja inercia que caracteriza
a estos dispositivos
Está conformado por un motor, una caja reductora y un circuito de control. También
potencia proporcional para cargas mecánicas. Un servo, por consiguiente, tiene un consumo
de energía reducido.
La corriente que requiere depende del tamaño del servo. Normalmente el fabricante indica
cual es la corriente que consume. La corriente depende principalmente del par, y puede
exceder un amperio si el servo está enclavado, pero no es muy alto si el servo está libre
moviéndose todo el tiempo.
Los servomotores hacen uso de la modulación por ancho de pulsos (PWM) para controlar la
dirección o posición de los motores de corriente continua. La mayoría trabaja en la
frecuencia de los cincuenta hercios, así las señales PWM tendrán un periodo de veinte
milisegundos.
La electrónica dentro del servomotor responderá al ancho de la señal modulada. Si los
circuitos dentro del servomotor reciben una señal de entre 0,5 a 1,4 milisegundos, este se
moverá en sentido horario; entre 1,6 a 2 milisegundos moverá el servomotor en sentido anti
horario; 1,5 milisegundos representa un estado neutro para los servomotores estándares. [41]
Figura IV.1 Servo motor. [41]
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El servomotor seleccionado para este proyecto, es un motor Dynamixel Robotis RX-64
Servo, figura VI.1, cuenta con un identificador único de comunicación, se puede leer la
posición actual del servo o la velocidad, así como información variada como la temperatura
interna, la tensión de alimentación, la posición de destino, entre otras características. En la
figura III.2 se puede observar la arquitectura de este servo. [41]
Cabe mencionar que cuenta además con una función de alarma, puede ser configurado para
controlar la posición, el par puede ser establecido por 1023 pasos de par máximo a estado
de ejecución libre.
También consta de un variador eléctrico de bajo voltaje, su eficacia es alta por que ejecuta
por alta tensión y se mejora la estabilidad del sistema ya que el consumo de corriente es
bajo.
Figura IV.2 Arquitectura Dynamixel Robotis RX-64. [41]
IPN-ESIME Plano RX-64
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Algunas de las características del Dynamixel Robotis RX-64 Servo, se observan en la
siguiente tabla:
Tabla IV.1 Características del servo RX-64.
Características Especificaciones
Velocidad 1024 rpm
Resolución 0,3°
Ángulo de operación 300°
Bus RS485
Propiedades Posición, velocidad, par motor, temperatura, tensión
Peso 116g
Reductor 1/206
Par 53kg/cm
IV.1.2 Controlador del motor
Figura IV.3 Controlador Dynamixels.
Para controlar el motor, se requiere de un controlador especial para la red de Dynamixels
Robotis, desde el puerto USB de la PC al adaptador de USB2 del motor, en la figura IV.4,
se observa un ejemplo de conexión, cuenta con tres opciones de salida:
Figura IV.4 Ejemplo de conexión.
RS232 TTL-nivel: conector de 3 pines, que se utiliza con la serie Dynamixels AX-12.
RS485: conector de 4 pines, el cual se usa con el DX-177, RX-28 y RX-64.
RS232 DB9: puerto serial de 9 pines, este puerto es perfecto para conectar el adaptador zig2serial.
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IV.1.3 Material del prototipo
El material que se utilizara para la realización del prototipo será el ABS, ya que cubre las
necesidades de resistencia que se necesitan así como de fuerza al impacto, además de ser un
material muy fácil de trabajar. El prototipo se realizara en una impresión 3D, mediante una
impresora de estas características, como ya se mencionó el material a utilizar será el
Acrilonitrilo Butadieno Estireno (ABS), el cual es termoplástico duro, resistente al calor y a
los impactos.
El ABS, figura IV.5, es un copolimero obtenido de la polimerización del estireno y
acrilonitrilo en la presencia del polibutadieno, resultado de la combinación de los tres
monómeros, originando un plástico que se presenta en una gran variedad de grados
dependiendo de las proporciones utilizadas de cada uno. [17]
Características químicas:
Resistencia a la fatiga
Dureza y rigidez
Resistencia al impacto
Facilidad de procesado
Brillo
Resistencia a la fusión
Características físicas:
Fuerza al impacto
Temperatura de uso máximo (80-95 °C)
Densidad: 1.0 – 1.05 g/cm3
Figura IV.5 Material en polvo ABS. [17]
IV.2 Diseño físico de la órtesis
Para realizar el diseño, se realiza el dibujo de conjunto, después se realiza el despiece con
sus respectivos planos cada una de las piezas, la ortesis consta de dos secciones, una
izquierda y otra derecha, en cada una de estas secciones figuran tres partes; superior, media
(que es la parte que lleva el motor), y una parte inferior.
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Con ayuda del paquete de cómputo SolidWorks, se lleva a cabo el diseño en 3D y el análisis
numérico para determinar, aplicando fuerzas y presiones, si se tornara algún problema con
respecto al diseño y al material empleado en la realización de la ortesis.
En la siguiente figura se observa el dibujo de conjunto del prototipo.
Figura IV.6 Prototipo de ortesis.
Los planos siguientes, muestran cada una de las piezas que conforman la ortesis en sus
secciones derecha e izquierda.
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Figura IV.7 Plano sección superior derecha.
Figura IV.8 Plano sección media derecha.
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Figura IV.9 Plano sección inferior derecha.
Figura IV.10 Plano sección superior izquierda.
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Figura IV.11 Plano sección media izquierda.
Figura IV.12 Plano sección inferior izquierda.
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Figura IV.13 Plano general de la órtesis de miembro inferior.
IV.3 Análisis estructural de la órtesis de miembro inferior
A continuación, se realiza el análisis numérico de cada una de las partes que integran el
modelo, así como del prototipo en conjunto, este análisis permite obtener un análisis de los
momentos en donde se aplicara fuerza, presión y además se obtendrá un análisis de mallas.
El análisis de mallas es de mucha ayuda, ya que a través de esté se puede obtener un
enfoque más claro de la debilidad o fuerza del material a utilizar y permite analizar más
concretamente si es la mejor alternativa de materiales para escoger.
Con este tipo de análisis que además es muy fácil de realizar con la ayuda de la paquetería
de cómputo, se pueden observar movimientos simulados que podrían afectar el buen
funcionamiento de la ortesis, ya que es posible aplicar fuerzas y presiones muy idénticas a
las que serán ejercidas en el prototipo físico.
Además se podrán obtener datos físicos como masa, volumen, peso, entre otros y así poder
realizar un análisis de los resultados que podemos obtener con la realización del prototipo.
Antes de realizar el análisis es necesario establecer las propiedades mecánicas del material
a utilizar, mismas que se observan en la Tabla IV.2.
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Tabla IV.2 Tabla de las propiedades del material.
Referencia de modelo Propiedades
Nombre: ABS
Tipo de modelo: Isotrópico elástico
lineal
Criterio de error
predeterminado: Tensión máxima de von
Mises
Límite elástico: 2e+009 N/m^2 Límite de tracción: 3e+007 N/m^2
Módulo elástico: 2e+009 N/m^2 Coeficiente de Poisson: 0.394
Densidad: 1020 kg/m^3 Módulo cortante: 3.189e+008 N/m^2
Para conocer las propiedades del material a utilizar y su respuesta a la carga aplicada se
realiza un análisis de presión sobre las piezas que conforman la órtesis, con base a la
presión que será ejercida por el cinturón sobre la pierna, y la carga del usuario, así como las
torsiones que sufren debido al desplazamiento del motor. Se utilizó el complemento de
SolidWorks®, SolidSimulation® para realizar estos cálculos. En la Tabla IV.3 se muestran
las propiedades mecánicas por cada elemento de la órtesis.
Tabla IV.3 Propiedades mecánicas por elemento.
Nombre de documento y
referencia Propiedades volumétricas Pieza
Cortar-Extruir4
Masa:0.124082 lb
Volumen:3.36723 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.123998 lbf
Pieza11.
Cortar-Extruir4
Masa:0.124082 lb
Volumen:3.36723 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.123998 lbf
Pieza12.
Cortar-Extruir1
Masa:0.152918 lb
Volumen:4.14976 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.152814 lbf
Pieza15
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Saliente-Extruir3
Masa:0.167351 lb
Volumen:4.54144 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.167238 lbf
Motor
Cortar-Extruir3
Masa:0.103543 lb
Volumen:2.80986 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.103473 lbf
Pieza_A1.
Cortar-Extruir2
Masa:0.103543 lb
Volumen:2.80986 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.103473 lbf
Pieza_A2
Saliente-Extruir5
Masa:0.147962 lb
Volumen:4.01527 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.147862 lbf
Pieza_C1
Saliente-Extruir3
Masa:0.147962 lb
Volumen:4.01527 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.147862 lbf
Pieza_C2
Cortar-Extruir1
Masa:0.0318524 lb
Volumen:0.864384 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.0318308 lbf
Pieza_D1
Cortar-Extruir1
Masa:0.0317775 lb
Volumen:0.86235 in^3
Densidad:0.0368498 lb/in^3
Peso:0.0317559 lbf
Pieza_D2
En la figura IV.14 se muestra las fuerzas aplicadas a la órtesis, teniendo en cuenta la
estructura y la carga estimada que deberá soportar. Se procede a aplicar fuerzas en este caso
de 686.7N, ya que se considera un individuo de 70kg de peso .En esta simulación se
establece una sujeción en la parte superior de la órtesis.
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Figura IV.14 Aplicación de fuerzas y presiones sobre órtesis con sujeción superior
Una vez aplicadas las cargas, se simulan estos esfuerzos con ayuda de SolidWorks
Simulation® para obtener datos referentes a deformaciones y desplazamientos de cada una
de las partes de la órtesis. En la Figura IV.15 se observa la deformación en la parte inferior
de la órtesis, especialmente en la planta
Figura IV.15 Flexión de material de órtesis con sujeción superior
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Tabla IV.4 Sujeciones.
Nombre de sujeción Imagen de sujeción Detalles de sujeción
Fijo-2
Entidades: 2 cara(s) Tipo: Geometría fija
Fuerzas resultantes
Componentes X Y Z Resultante
Fuerza de reacción(N) 1.31628 684.101 -2076.64 2186.42
Tabla IV.5 Fuerzas aplicadas a la órtesis.
Nombre de carga Cargar imagen Detalles de carga
Fuerza-1
Entidades: 1 cara(s) Tipo: Aplicar fuerza normal
Valor: 686 N
Fuerza-2
Entidades: 4 cara(s) Tipo: Aplicar fuerza normal
Valor: 519 N
Tabla IV.6 Información de malla.
Tipo de malla Malla sólida
Mallador utilizado: Malla basada en curvatura
Puntos jacobianos 4 Puntos
Tamaño máximo de elemento 19.7642 mm
Tamaño mínimo del elemento 3.95283 mm
Calidad de malla Elementos cuadráticos de alto orden
Número total de nodos 16692
Número total de elementos 8607
Cociente máximo de aspecto 235.47
% de elementos cuyo cociente de aspecto es < 3 69.4
% de elementos cuyo cociente de aspecto es > 10 0.895
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En la figura IV.16 se observa cómo queda el mallado tras haber hecho la simulación, cabe
mencionar que el análisis de elementos finitos (FEA) proporciona una técnica numérica
fiable para analizar los diseños de ingeniería. El proceso empieza con la creación de un
modelo geométrico. Luego, el programa subdivide el modelo en partes pequeñas de formas
sencillas llamadas elementos, que están conectadas en puntos comunes llamados nodos. El
proceso de subdividir el modelo en pequeñas partes se llama mallado.
Figura IV.16 Análisis de elemento finitos (Mallado)
Tabla IV.7 Información de fuerzas resultantes.
Conjunto de
selecciones Unidades Suma X
Suma Y Suma Z Resultante
Todo el
modelo
N 1.31628 684.101 -2076.64 2186.42
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Tabla IV.8 Resultados del estudio de tensiones con sujeción superior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Tension VON: Tensión de von Mises 0 N/m^2
Nodo: 7054
9.63972e+008 N/m^2
Nodo: 8312
Ensamblaje- Tension
Tabla IV.9 Resultados del estudio de desplazamientos con sujeción superior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Desplazamientos1 URES: Desplazamiento resultante
0 mm Nodo: 7054
2107.45 mm Nodo: 4674
Ensamblaje-Estudio 3-Desplazamientos-Desplazamientos1
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Tabla IV.10 Resultados del estudio de deformaciones unitarias con sujeción superior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Deformaciones unitarias ESTRN: Deformación unitaria equivalente
0 Elemento: 3324
0.234448 Elemento: 4088
Ensamblaje Deformaciones unitarias
También se realizó una serie de simulaciones, con la misma órtesis y el mismo material,
con distintas sujeciones en distintas partes. A continuación se presenta el análisis
estructural de la órtesis, con sujeción en la parte inferior, específicamente en la planta,
representando las tensiones, desplazamientos y deformaciones unitarias a lo largo de la
órtesis. En la Tabla IV.11 se muestra el resultado del estudio de tensiones de la órtesis con
sujeción inferior.
Tabla IV.11 Resultados del estudio de tensiones con sujeción inferior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Tensiones1 VON: Tensión de von Mises 0 N/m^2
Nodo: 7054
8.69644e+009 N/m^2
Nodo: 8311
Ensamblaje Tensiones
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El resultado del análisis de desplazamientos se muestras en la Tabla IV.12. Es necesario
notar el desplazamiento que existe en la parte superior de la órtesis debido a la sujeción
inferior.
Tabla IV.12 Resultados del estudio de desplazamientos con sujeción inferior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Desplazamientos1 URES: Desplazamiento resultante 0 mm Nodo: 4623
2041.73 mm Nodo: 9940
Ensamblaje Desplazamientos
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Tabla IV.13 Resultados del estudio de deformaciones unitarias con sujeción inferior
Nombre Tipo Mín. Máx.
Deformaciones unitarias ESTRN: Deformación unitaria equivalente
0 Elemento: 3324
2.06101 Elemento: 4088
Ensamblaje Deformaciones unitarias
IV.4 Sumario
En esta sección dedicada al diseño, se analizaron los distintos componentes con lo que se
desarrolla la órtesis, haciendo una adecuada elección de materiales capaces de cubrir las
necesidades del equipo de rehabilitación, tomando en cuenta, los parámetros de la marcha y
las variables del miembro inferior. Además, se hizo una serie de pruebas de rendimiento a
través de paquetes informáticos para poder simular las condiciones a la que estará expuesto
el dispositivo, y así, obtener resultados predictivos del comportamiento que tendrán los
materiales y el diseño de la órtesis. De esta forma se concluyó que el material a utilizar es
el copolímero ABS, debido a la resistencia que ofrece y su buena adaptación al diseño
propuesto. Y también se eligió el servomotor adecuado, cubriendo satisfactoriamente los
requerimientos de movimiento de esta órtesis en particular.
CAPÍTULO
V “COSTOS”
En este capítulo se realiza un análisis de
costos parciales y totales del prototipo,
tanto en el diseño, materiales, control, para
su adecuada implementación.
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V.1 Presupuesto
El material electrónico utilizado es fabricado por diferentes firmas comerciales, y su precio
y disponibilidad puede variar en función del distribuidor.
La siguiente tabla muestra el costo del dispositivo que fue utilizado para la realización de
las pruebas de marcha.
Tabla V.1 Costos del dispositivo.
Material P.U. Piezas Costo
Pot´s de precisión $225.00 8 $1800.00
Tarjeta programadora de
PIC´s
$400.00 1 $400.00
PIC16F84A $85.00 1 $85.00
SUBTOTAL $2285.00
En la tabla siguiente se observa el costo de la órtesis.
Material P. U. Piezas Costo
Motor RX-64 $5000.00 1 $5000.00
Controlador USB2 $1000.00 1 $1000.00
Maquinado $2000.00 1 $2000.00
SUBTOTAL $9000.00
V.2 Mano de obra
Para la realización del proyecto se ha necesitado dos niveles de capacitación, en función del
desarrollo del proyecto, con un costo diferente, cabe mencionar que no se necesitó de algún
tipo de especialista en ninguna sección del proyecto, pero se investigó cual sería el precio
por los servicios de algún tipo de especialista.
Precio de trabajo de investigación y diseño: $75.00 dólar/hora.
Precio de trabajo de montaje y mecanización: $40.00 dólar/hora.
Considerando el precio de dólar en $14.078 hoy 4 de junio de 2012.
Este presupuesto es para la realización de un prototipo de Órtesis para Rehabilitación, su
realización en serie tendrá que requerir de un estudio de mercado y presupuesto nuevo que
se adapte a las nuevas condiciones. El costo total es de $11285.00 MN.
CAPÍTULO
VI “ANÁLISIS DE RESULTADOS,
CONCLUSIONES Y TRABAJOS A
FUTURO”
En este capítulo se presentan los resultados
obtenidos de los análisis realizados a la
órtesis, a que conclusión llego este trabajo
y cuáles son los trabajos a futuro, como el
rediseño, el planteamiento de una nueva
arquitectura de control, etc…
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VI.1 Resultados
En este trabajo, se presentó una profunda investigación acerca del miembro inferior y la
biomecánica de la marcha humana, pilares fundamentales para la creación y desarrollo de
prótesis, órtesis y exoesqueletos, que asistan y mejoren la calidad de vida de los
discapacitados.
Gracias a todos los cálculos realizados en esta tesis, fue posible determinar muchos
parámetros de la marcha, como la representación cinemática del miembro inferior, el
análisis mecánico de cada articulación y la obtención de parámetros, que indican la
evolución de los ángulos de la marcha.
Se construyó un dispositivo capaz de realizar mediciones referentes al movimiento de las
articulaciones en el cuerpo humano, adquirir datos y enviarlas a un ordenador personal, con
el fin de registrar los resultados y analizar a fondo el comportamiento y la evolución de la
marcha humana.
Se diseñó un mecanismo, capaz de ser adaptable al miembro inferior y asistir a la
rehabilitación de personas con lesión medular, desde un punto de vista mecánico,
seleccionando los mejores materiales por medio de análisis informáticos.
Se seleccionó y adquirió un actuador eficiente para lograr la tarea de desplazar la órtesis,
sin ninguna dificultad, y se presentó una forma de control, sin embargo no fue posible
adquirir el controlador que permitiera interactuar con señales externas, por lo tanto este
diseño, quedo solo en una rutina programada para el servomotor.
VI.2 Conclusiones
El tema que se trata en el presente trabajo, permite obtener una clara idea acerca de un
sector altamente necesitado, mejorar la calidad de vida de las personas que sufren
discapacidades motrices. Este trabajo, pretende sentar las bases fundamentales para el
desarrollo de órtesis, y hacer énfasis en que un ingeniero en control y automatización, es
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capaz de desarrollar tecnologías de asistencia humana, y no solo ubicarse el sector
industrial.
Los análisis propuestos en esta tesis, permitieron identificar distintas áreas dentro del
campo de la biorobótica, tales como la mecánica, la cinemática, la electrónica, el control, el
dibujo asistido por computadora, etc., y con la sinergia de estas áreas, se hace posible
desarrollar sistemas complejos para asistir tareas y necesidades esenciales del ser humano.
Cabe hacer énfasis en el escaso interés de la comunidad estudiantil de ingeniería a optar por
carreras de este tipo, en donde se desarrollan habilidades técnicas, como percepciones
humanas.
IV.3 Trabajos futuros.
Debido a que no fue posible encontrar el controlador del servomotor que admitiera entradas
analógicas, solo fue posible realizar una secuencia para la órtesis, sin embargo la idea
fundamental de los análisis que se propusieron, era la de controlar el servomotor a partir de
bioseñales, en específico, el movimiento de las demás articulaciones. Es decir, implementar
un control proporcional, con el objetivo de que la articulación pudiese ser desplazada de
acuerdo con el movimiento de otras articulaciones, como lo puede ser la rodilla, el pie, la
cadera o la posición de otro miembro que tenga que ver de alguna forma con la marcha, u
otra tarea como subir y bajar escalones, agacharse, levantarse de una silla, etc.
También se espera hacer este dispositivo lo más ergonómico posible, para que el paciente
pueda utilizarlo en cualquier circunstancia y no solo en ciertos lugares, así poder obtener
una rehabilitación más extendida y con mejores resultados, o ser usado como asistente de la
marcha humana.
Otro aspecto que puede ser rediseñado en un futuro es la de conseguir no solo controlar una
articulación como fue presentado en este trabajo, sino controlar todas las articulaciones que
estén afectadas por lesiones medulares u otros padecimientos. Es decir, dotar a la órtesis de
más grados de libertad para que desarrolle el objetivo principal, que es el de rehabilitar.
Sin duda este trabajo está abierto al interés de cualquiera que quiera adentrarse en el campo
de la biorobótica, y desarrollar dispositivos de rehabilitación y asistencia humana.
REFERENCIAS
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[25] Enriquez Harper, (2003), “El ABC del control electrónico de las maquinas eléctricas” ,
Ed. Limusa, México, D. F.
[26] Irving L. Kosow, (1993), “Maquinas eléctricas y transformadores”, 2° edición, Ed.
Prentice Hall, pag. 707.
INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
ORTESIS ACTIVA PARA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR. 90
[27] “User’s Guide MSP430x2xx Family”, (2011), Texas Instruments, Literature Number:
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[28] Eric Viel, (2002), “La marcha humana, la Carrera y el salto. Biomecánica
exploraciones, normas y alteraciones”, Masson editores.
[29] Enrique Bernal, Etal, (2011), “Influencia del ciclo de marcha en el diseño de prótesis de
miembro inferior. Estado del Arte”, Sección de Estudios de Investigación y Posgrado de la
Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica del Instituto Politécnico Nacional.
[30] Villanueva D., Etal, (2001), “Técnicas de asistencia para la recuperación de la
locomoción funcional después de una lesión de medula espinal”, Centro de Investigación
y de Estudios Avanzados del IPN, Revista Mexicana de Ingeniería Biomédica, Vol. XXII,
Núm. 2, pp. 89-100.
[31] Harmonic Drive Total Motion Control, (Disponible en:
www.harmonicdrive.net/products/actuators/fha-c-mini
Consultado el: 22 de abril de 2012)
[32] Mario Benigni, Sergio Fucci y V. Fornasari, (2003), “Biomecánica del Aparato Locomotor
Aplicada al Acondicionamiento Muscular”, Ed. Elsevier España S. A., 4a edición, Madrid.
[33] M. Latarjet, A. Ruiz Liard, (1992), “Anatomía Humana”, Ed. Panamericana, 3a edición.
[34] F. Orts Llorca, (1985), “Anatomía Humana”, 6a edición, Ed. Científico-Médica,
Barcelona.
[35] P. Williams, R. Warwick, (1996), “Anatomía”, Ed. Salvat o Ed. Churchill Livinstone.
[36] Olson, T. R. A. D. A. M., (2002), “Atlas de Anatomía Humana”, Ed.Masson-Willians &
Wilkins, Barcelona.
[37] Viladot Pericé A., (1996), “Significado de la Postura y de la Marcha Humana”, Ed.
Complutense, Madrid.
[38] Luttgens K., Wells K., (1982),”Bases Científicas del Movimiento Humano”, Kinesiología,
Ed. Pila Teleña, 7a edición, Madrid.
[39] Lacôte M., Chevalier, M. Miranda A., Bleton P., Stevenin P., (1984), “Valoración de la
Función Muscular Normal y Patológica”, Barcelona: Masson.
[40] Enrique Palacios, Fernando Remiro Domínguez, Lucas J. López Pérez, (2009),
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[41] Robodacta.mx, 1996, (Disponible en:
www.robodacta.mx/index.php?dispatch=product.view&product_id=3018
Consultado el: 10 de mayo 2012)
INSTITUTO POLTÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIRÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
GLOSARIO
INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
92
Órtesis: Dispositivo externo aplicado al cuerpo para modificar los aspectos funcionales o
estructurales del sistema neuromusculoesquelético.
Exoesqueleto: Armazón metálico externo que ayuda a moverse a su portador y a realizar
cierto tipo de actividades.
Plano sagital: Línea imaginaria que divide al cuerpo en izquierda y derecha.
Abducción: Movimiento por el que una extremidad del cuerpo se aleja de su plano medio.
Aducción: Movimiento por el que una parte del cuerpo se aproxima al plano de simetría
medial o coronal de éste.
Pronación: Rotación del antebrazo que permite situar la mano con el dorso hacia arriba.
Supinación: Movimiento por el cual el cuerpo humano o alguna de sus partes es colocada
en posición de supino.
Ictus: Interrupción del suministro de sangre a cualquier parte del cerebro.
Escápula: Mejor conocido como omoplato, se ubica en la parte posterior o dorso-lateral
del tórax según la especie de la que se trate, específicamente en el esqueleto humano se
encuentra en la región comprendida entre la segunda y séptima costilla. Conecta con
el húmero (hueso del brazo) y con la clavícula (en aquellas especies que poseen tal hueso) y
forma la parte posterior de los cinturones del hombro.
WOTAS: Órtesis Portátil para la Evaluación de los Temblores y la Supresión.
Biomecánica: Ciencia que se coloca entre la biología y la ingeniería, evalúa cada una de las
partes del cuerpo para conocer entre otras cosas sus límites de resistencia.
Astrágalo: Hueso del pie.
Cinemática: Rama de la mecánica clásica que estudia las leyes del movimiento (cambios de posición) de los cuerpos, sin tomar en cuenta las causas que lo producen, limitándose
esencialmente, al estudio de la trayectoria en función del tiempo. La aceleración es el ritmo
con que cambia su rapidez (módulo de la velocidad). La rapidez y la aceleración son las dos
principales cantidades que describen cómo cambia su posición en función del tiempo.
Servomotor: Motor eléctrico que consta con la capacidad de ser controlado, tanto en
velocidad como en posición.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 93
ANEXOS
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 94
Programa MatLab para encontrar la matriz de transformación
homogénea de Denavit-Hartenberg
>> syms T1 T2 T3 T4 T5 T6 L1 L2 L3
A01= [cos(T1) 0 -sin(T1) 0; sin(T1) 0 cos(T1) 0; 0 -1 0 0; 0 0 0 1];
A12= [cos(T2) 0 sin(T2) 0; sin(T2) 0 -cos(T2) 0; 0 1 0 0; 0 0 0 1];
A23= [cos(T3) -sin(T3) 0 L1*cos(T3); sin(T3) cos(T3) 0 L1*sin(T3); 0 0 1 7; 0 0 0 1];
A34= [cos(T4) -sin(T4) 0 L2*cos(T4); sin(T4) cos(T4) 0 L2*sin(T4); 0 0 1 0; 0 0 0 1];
A45= [cos(T5) 0 sin(T5) 0; sin(T5) 0 -cos(T5) 0; 0 1 0 0; 0 0 0 1];
A56= [cos(T6) -sin(T6) 0 L3*cos(T6); sin(T6) cos(T6) 0 L3*sin(T6); 0 0 1 0; 0 0 0 1];
A46=A45*A56;
A46= simple(A46);
A36=A34*A46;
A36= simple(A36);
A26=A23*A36;
A26= simple(A26);
A16=A12*A26;
A16= simple(A16);
A06=A01*A16;
A06= simple(A06)
TH = input('Dame el valor de los angulos: ');
TH= TH * pi / 180;
VC= input('Dame el valor de los eslabones: ');
T1= TH(1);
T2= TH(2);
T3= TH(3);
T4= TH(4);
T5= TH(5);
T6= TH(6);
L1= VC(1);
L2= VC(2);
L3= VC(3);
A06 = eval(A06)
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 95
Matriz de transformación homogénea resultante de Denavit-Hartenberg.
Primera fila.
[ cos(T1)*(cos(T2)*(1/2*cos(T3-T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+sin(T2)*sin(T6))-
sin(T1)*(1/2*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*sin(T3+T6+T4+T5)), cos(T1)*(cos(T2)*(-
1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-T6+T4+T5))+sin(T2)*cos(T6))-sin(T1)*(1/2*cos(T3+T6+T4+T5)-
1/2*cos(T3-T6+T4+T5)),
cos(T1)*cos(T2)*sin(T3+T4+T5)+sin(T1)*cos(T3+T4+T5), cos(T1)*(cos(T2)*(1/2*L3*cos(T3-
T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+sin(T2)*(7+L3*sin(T6)))-
sin(T1)*(1/2*L3*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*L3*sin(T3+T6+T4+T5)+L2*sin(T3+T4)+L1*sin(T3))]
Segunda fila.
[sin(T1)*(cos(T2)*(1/2*cos(T3-
T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+sin(T2)*sin(T6))+cos(T1)*(1/2*sin(T3-
T6+T4+T5)+1/2*sin(T3+T6+T4+T5)), sin(T1)*(cos(T2)*(-1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-
T6+T4+T5))+sin(T2)*cos(T6))+cos(T1)*(1/2*cos(T3+T6+T4+T5)-1/2*cos(T3-T6+T4+T5)),
sin(T1)*cos(T2)*sin(T3+T4+T5)-cos(T1)*cos(T3+T4+T5), sin(T1)*(cos(T2)*(1/2*L3*cos(T3-
T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+sin(T2)*(7+L3*sin(T6)))+cos(T1)
*(1/2*L3*sin(T3-T6+T4+T5)+1/2*L3*sin(T3+T6+T4+T5)+L2*sin(T3+T4)+L1*sin(T3))]
Tercera fila
[ -sin(T2)*(1/2*cos(T3-
T6+T4+T5)+1/2*cos(T3+T6+T4+T5))+cos(T2)*sin(T6),
-sin(T2)*(-1/2*sin(T3+T6+T4+T5)+1/2*sin(T3-T6+T4+T5))+cos(T2)*cos(T6),
-sin(T2)*sin(T3+T4+T5), -sin(T2)*(1/2*L3*cos(T3-
T6+T4+T5)+1/2*L3*cos(T3+T6+T4+T5)+L2*cos(T3+T4)+L1*cos(T3))+cos(T2)*(7+L3*sin(T6))]
Cuarta fila.
[ 0, 0, 0, 1]
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 96
Programación del dispositivo de adquisición de datos.
LIST P=16F84A
INCLUDE <P16F84A.INC>
__CONFIG _CP_OFF & _WDT_OFF & _PWRTE_ON & _XT_OSC
CBLOCK 0x0C
ENDC
ENTER EQU .13
CAMBIO_LINEA EQU .10
PCF8591_DIR_ESCRITURA EQU b'10011110'
PCF8591_DIR_LECTURA EQU b'10011111'
PCF8591_DIR_ESCRITURA2 EQU b'10011100'
PCF8591_DIR_LECTURA2 EQU b'10011101'
ORG 0
Inicio
call RS232_Inicializa
Principal
call I2C_EnviaStart
movlw PCF8591_DIR_ESCRITURA
call I2C_EnviaByte
movlw b'00000100'
call I2C_EnviaByte
movlw PCF8591_DIR_ESCRITURA2
call I2C_EnviaByte
movlw b'00000100'
call I2C_EnviaByte
call I2C_EnviaStop
call I2C_EnviaStart
movlw PCF8591_DIR_LECTURA
call I2C_EnviaByte
call I2C_LeeByte
etiq
call I2C_LeeByte
call Visualiza1
call I2C_LeeByte
call Visualiza2 call I2C_LeeByte
call Visualiza3
call I2C_LeeByte
call Visualiza4
goto etiq
CBLOCK
Auxiliar
ENDC
Visualiza1
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension1
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza2
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension2
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza3
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 97
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension3
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza4
movwf Auxiliar
movlw MensajeTension4 ; Lo guarda.
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza5
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension5
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza6
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension6
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza7
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension7
call RS232_Mensaje
goto Continua
Visualiza8
movwf Auxiliar ; Lo guarda.
movlw MensajeTension8
call RS232_Mensaje
goto Continua
Continua
movf Auxiliar,W ; Recupera el dato a visualizar y lo
call BIN_a_BCD ; pasa a BCD.
movf BCD_Centenas,W
call RS232_EnviaNumero ; unidades de voltios.
movf BCD_Decenas,W
call RS232_EnviaNumero ; décimas de voltios.
movf BCD_Unidades,W
call RS232_EnviaNumero ; centésimas de voltios.
return
Mensajes
addwf PCL,F
MensajeTension1
DT ENTER, CAMBIO_LINEA
DT "Tension1: ", 0x00
MensajeTension2 DT "Tension2: ", 0x00
MensajeTension3
DT "Tension3: ", 0x00
MensajeTension4
DT "Tension4: ", 0x00
MensajeTension5
DT "Tension5: ", 0x00
MensajeTension6
DT "Tension6: ", 0x00
MensajeTension7
DT "Tension7: ", 0x00
MensajeTension8
DT "Tension8: "
DT ENTER, CAMBIO_LINEA, 0x00
MensajeVoltios
DT " V. ", 0x00
CBLOCK
I2C_ContadorBits ; Cuenta los bits a transmitir o a recibir.
I2C_Dato ; Dato a transmitir o recibido.
I2C_Flags ; Guarda la información del estado del bus I2C.
ENDC
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 98
#DEFINE I2C_UltimoByteLeer I2C_Flags,0
; - (I2C_UltimoByteLeer)=0, NO es el último byte a leer por el maestro.
; - (I2C_UltimoByteLeer)=1, SÍ es el último byte a leer por el maestro.
; La definición de las líneas SCL y SDA del bus I2C se puede cambiar según las
; necesidades del hardware.
#DEFINE SCL PORTA,3 ; Línea SCL del bus I2C.
#DEFINE SDA PORTA,4 ; Línea SDA del bus I2C.
;
; Subrutina "SDA_Bajo" ------------------------------------------------------------------
;
SDA_Bajo
bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SDA como salida.
bcf SDA
bcf STATUS,RP0
bcf SDA ; SDA en bajo.
return
;
; Subrutina "SDA_AltaImpedancia" --------------------------------------------------------
;
SDA_AltaImpedancia
bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SDA entrada.
bsf SDA ; Lo pone en alta impedancia y, gracias a la
bcf STATUS,RP0 ; Rp de esta línea, se mantiene a nivel alto.
return
;
; Subrutina "SCL_Bajo" ------------------------------------------------------------------
;
SCL_Bajo
bsf STATUS,RP0
bcf SCL ; Configura la línea SCL como salida.
bcf STATUS,RP0
bcf SCL ; La línea de reloj SCL en bajo.
return
;
; Subrutina "SCL_AltaImpedancia" --------------------------------------------------------
;
SCL_AltaImpedancia
bsf STATUS,RP0 ; Configura la línea SCL entrada.
bsf SCL ; Lo pone en alta impedancia y, gracias a la Rp
bcf STATUS,RP0 ; de esta línea, se mantiene a nivel alto.
SCL_EsperaNivelAlto
btfss SCL ; Si algún esclavo mantiene esta línea en bajo
goto SCL_EsperaNivelAlto ; hay que esperar.
return ;
; Subrutina "I2C_EnviaStart" ------------------------------------------------------------
;
; Esta subrutina envía una condición de Start o inicio.
;
I2C_EnviaStart
call SDA_AltaImpedancia ; Línea SDA en alto.
call SCL_AltaImpedancia ; Línea SCL en alto.
call Retardo_4micros ; Tiempo tBUF del protocolo.
call SDA_Bajo ; Flanco de bajada de SDA mientras SCL está alto.
call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;STA del protocolo.
call SCL_Bajo ; Flanco de bajada del reloj SCL.
call Retardo_4micros
return
;
; Subrutina "I2C_EnviaStop" -------------------------------------------------------------
;
; Esta subrutina envía un condición de Stop o parada.
;
I2C_EnviaStop
call SDA_Bajo
call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida de SCL.
call Retardo_4micros ; Tiempo tSU;STO del protocolo.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 99
call SDA_AltaImpedancia ; Flanco de subida de SDA.
call Retardo_4micros ; Tiempo tBUF del protocolo.
return
;
; Subrutina "I2C_EnviaByte" -------------------------------------------------------------
;
; El microcontrolador maestro transmite un byte por el bus I2C, comenzando por el bit
; MSB. El byte a transmitir debe estar cargado previamente en el registro de trabajo W.
; De la subrutina ejecutada anteriormente I2C_EnviaStart o esta misma I2C_EnviaByte,
; la línea SCL se debe encontrar a nivel bajo al menos durante 5 µs.
;
I2C_EnviaByte
movwf I2C_Dato ; Almacena el byte a transmitir.
movlw 0x08 ; A transmitir 8 bits.
movwf I2C_ContadorBits
I2C_EnviaBit
rlf I2C_Dato,F ; Chequea el bit, llevándolo previamente al Carry.
btfsc STATUS,C
goto I2C_EnviaUno
I2C_EnviaCero
call SDA_Bajo ; Si es "0" envía un nivel bajo.
goto I2C_FlancoSCL
I2C_EnviaUno
call SDA_AltaImpedancia ; Si es "1" lo activará a alto.
I2C_FlancoSCL
call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida del SCL.
call Retardo_4micros ; Tiempo tHIGH del protocolo.
call SCL_Bajo ; Termina el semiperiodo positivo del reloj.
call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;DAT del protocolo.
decfsz I2C_ContadorBits,F ; Lazo para los ocho bits.
goto I2C_EnviaBit
;
call SDA_AltaImpedancia ; Libera la línea de datos.
call SCL_AltaImpedancia ; Pulso en alto de reloj para que el esclavo
call Retardo_4micros ; pueda enviar el bit ACK.
call SCL_Bajo
call Retardo_4micros
return
;
; Subrutina "I2C_LeeByte" ---------------------------------------------------------------
;
; El microcontrolador maestro lee un byte desde el esclavo conectado al bus I2C. El dato
; recibido se carga en el registro I2C_Dato y lo envía a la subrutina superior a través
; del registro W. Se empieza a leer por el bit de mayor peso MSB.
; De alguna de las subrutinas ejecutadas anteriormente I2C_EnviaStart, I2C_EnviaByte
; o esta misma I2C_LeeByte, la línea SCL lleva en bajo al menos 5 µs.
I2C_LeeByte
movlw 0x08 ; A recibir 8 bits.
movwf I2C_ContadorBits
call SDA_AltaImpedancia ; Deja libre la línea de datos.
I2C_LeeBit
call SCL_AltaImpedancia ; Flanco de subida del reloj.
bcf STATUS,C ; En principio supone que es "0".
btfsc SDA ; Lee el bit
bsf STATUS,C ; Si es "1" carga 1 en el Carry.
rlf I2C_Dato,F ; Lo introduce en el registro.
call SCL_Bajo ; Termina el semiperiodo positivo del reloj.
call Retardo_4micros ; Tiempo tHD;DAT del protocolo.
decfsz I2C_ContadorBits,F ; Lazo para los 8 bits.
goto I2C_LeeBit
;
; Chequea si este es el último byte a leer para enviar o no el bit de reconocimiento
; ACK en consecuencia.
;
btfss I2C_UltimoByteLeer ; Si es el último, no debe enviar
; el bit de reconocimiento ACK.
call SDA_Bajo ; Envía el bit de reconocimiento ACK
; porque todavía no es el último byte a leer.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 100
call SCL_AltaImpedancia ; Pulso en alto del SCL para transmitir el
call Retardo_4micros ; bit ACK de reconocimiento. Este es tHIGH.
call SCL_Bajo ; Pulso de bajada del SCL.
call Retardo_4micros
movf I2C_Dato,W ; El resultado se manda en el registro de
return
CBLOCK
R_ContA ; Contadores para los retardos.
R_ContB
R_ContC
ENDC
;
; RETARDOS de 4 hasta 10 microsegundos ---------------------------------------------------
;
; A continuación retardos pequeños teniendo en cuenta que para una frecuencia de 4 MHZ,
; la llamada a subrutina "call" tarda 2 ciclos máquina, el retorno de subrutina
; "return" toma otros 2 ciclos máquina y cada instrucción "nop" tarda 1 ciclo máquina.
;
Retardo_10micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
Retardo_5micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
Retardo_4micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
return ; El salto del retorno aporta 2 ciclos máquina.
;
; RETARDOS de 20 hasta 500 microsegundos ------------------------------------------------
;
Retardo_500micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
movlw d'164' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K".
goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_200micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
movlw d'64' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K".
goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_100micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'31' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K".
goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_50micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
nop ; Aporta 1 ciclo máquina.
movlw d'14' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K". goto RetardoMicros ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_20micros ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'5' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "K".
;
; El próximo bloque "RetardoMicros" tarda:
; 1 + (K-1) + 2 + (K-1)x2 + 2 = (2 + 3K) ciclos máquina.
;
RetardoMicros
movwf R_ContA ; Aporta 1 ciclo máquina.
Rmicros_Bucle
decfsz R_ContA,F ; (K-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).
goto Rmicros_Bucle ; Aporta (K-1)x2 ciclos máquina.
return ; El salto del retorno aporta 2 ciclos máquina.
;
;En total estas subrutinas tardan:
; - Retardo_500micros: 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 500 cm = 500 µs. (para K=164 y 4 MHz).
; - Retardo_200micros: 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 200 cm = 200 µs. (para K= 64 y 4 MHz).
; - Retardo_100micros: 2 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 100 cm = 100 µs. (para K= 31 y 4 MHz).
; - Retardo_50micros : 2 + 1 + 1 + 2 + (2 + 3K) = 50 cm = 50 µs. (para K= 14 y 4 MHz).
; - Retardo_20micros : 2 + 1 + (2 + 3K) = 20 cm = 20 µs. (para K= 5 y 4 MHz).
;
; RETARDOS de 1 ms hasta 200 ms. --------------------------------------------------------
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 101
;
Retardo_200ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'200' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_100ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'100' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_50ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'50' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_20ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'20' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_10ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'10' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_5ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'5' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_2ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'2' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
goto Retardos_ms ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_1ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'1' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "M".
;
; El próximo bloque "Retardos_ms" tarda:
; 1 + M + M + KxM + (K-1)xM + Mx2 + (K-1)Mx2 + (M-1) + 2 + (M-1)x2 + 2 =
; = (2 + 4M + 4KM) ciclos máquina. Para K=249 y M=1 supone 1002 ciclos máquina
; que a 4 MHz son 1002 µs = 1 ms.
;
Retardos_ms
movwf R_ContB ; Aporta 1 ciclo máquina.
R1ms_BucleExterno
movlw d'249' ; Aporta Mx1 ciclos máquina. Este es el valor de "K".
movwf R_ContA ; Aporta Mx1 ciclos máquina.
R1ms_BucleInterno
nop ; Aporta KxMx1 ciclos máquina.
decfsz R_ContA,F ; (K-1)xMx1 cm (cuando no salta) + Mx2 cm (al saltar).
goto R1ms_BucleInterno ; Aporta (K-1)xMx2 ciclos máquina.
decfsz R_ContB,F ; (M-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).
goto R1ms_BucleExterno ; Aporta (M-1)x2 ciclos máquina.
return ; El salto del retorno aporta 2 ciclos máquina.
;
;En total estas subrutinas tardan:
; - Retardo_200ms: 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 200007 cm = 200 ms. (M=200 y K=249).
; - Retardo_100ms: 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 100007 cm = 100 ms. (M=100 y K=249). ; - Retardo_50ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 50007 cm = 50 ms. (M= 50 y K=249).
; - Retardo_20ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 20007 cm = 20 ms. (M= 20 y K=249).
; - Retardo_10ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 10007 cm = 10 ms. (M= 10 y K=249).
; - Retardo_5ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 5007 cm = 5 ms. (M= 5 y K=249).
; - Retardo_2ms : 2 + 1 + 2 + (2 + 4M + 4KM) = 2007 cm = 2 ms. (M= 2 y K=249).
; - Retardo_1ms : 2 + 1 + (2 + 4M + 4KM) = 1005 cm = 1 ms. (M= 1 y K=249).
;
; RETARDOS de 0.5 hasta 20 segundos ---------------------------------------------------
;
Retardo_20s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'200' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_10s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'100' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_5s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'50' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_2s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'20' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_1s ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 102
movlw d'10' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
goto Retardo_1Decima ; Aporta 2 ciclos máquina.
Retardo_500ms ; La llamada "call" aporta 2 ciclos máquina.
movlw d'5' ; Aporta 1 ciclo máquina. Este es el valor de "N".
;
; El próximo bloque "Retardo_1Decima" tarda:
; 1 + N + N + MxN + MxN + KxMxN + (K-1)xMxN + MxNx2 + (K-1)xMxNx2 +
; + (M-1)xN + Nx2 + (M-1)xNx2 + (N-1) + 2 + (N-1)x2 + 2 =
; = (2 + 4M + 4MN + 4KM) ciclos máquina. Para K=249, M=100 y N=1 supone 100011
; ciclos máquina que a 4 MHz son 100011 µs = 100 ms = 0,1 s = 1 décima de segundo.
;
Retardo_1Decima
movwf R_ContC ; Aporta 1 ciclo máquina.
R1Decima_BucleExterno2
movlw d'100' ; Aporta Nx1 ciclos máquina. Este es el valor de "M".
movwf R_ContB ; Aporta Nx1 ciclos máquina.
R1Decima_BucleExterno
movlw d'249' ; Aporta MxNx1 ciclos máquina. Este es el valor de "K".
movwf R_ContA ; Aporta MxNx1 ciclos máquina.
R1Decima_BucleInterno
nop ; Aporta KxMxNx1 ciclos máquina.
decfsz R_ContA,F ; (K-1)xMxNx1 cm (si no salta) + MxNx2 cm (al saltar).
goto R1Decima_BucleInterno ; Aporta (K-1)xMxNx2 ciclos máquina.
decfsz R_ContB,F ; (M-1)xNx1 cm (cuando no salta) + Nx2 cm (al saltar).
goto R1Decima_BucleExterno ; Aporta (M-1)xNx2 ciclos máquina.
decfsz R_ContC,F ; (N-1)x1 cm (cuando no salta) + 2 cm (al saltar).
goto R1Decima_BucleExterno2 ; Aporta (N-1)x2 ciclos máquina.
return ; El salto del retorno aporta 2 ciclos máquina.
;
;En total estas subrutinas tardan:
; - Retardo_20s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 20000807 cm = 20 s.
; (N=200, M=100 y K=249).
; - Retardo_10s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 10000407 cm = 10 s.
; (N=100, M=100 y K=249).
; - Retardo_5s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 5000207 cm = 5 s.
; (N= 50, M=100 y K=249).
; - Retardo_2s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 2000087 cm = 2 s.
; (N= 20, M=100 y K=249).
; - Retardo_1s: 2 + 1 + 2 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 1000047 cm = 1 s.
; (N= 10, M=100 y K=249).
; - Retardo_500ms: 2 + 1 + (2 + 4N + 4MN + 4KMN) = 500025 cm = 0,5 s.
; (N= 5, M=100 y K=249).
; Subrutina "BIN_a_BCD" -----------------------------------------------------------------
CBLOCK ; En las subrutinas no se debe fijar la dirección BCD_Centenas ; de la RAM de usuario. Se toma a continuación de
BCD_Decenas ; la última asignada.
BCD_Unidades
ENDC
;
BIN_a_BCD
clrf BCD_Centenas ; Carga los registros con el resultado inicial.
clrf BCD_Decenas ; En principio las centenas y decenas a cero.
movwf BCD_Unidades ; Se carga el número binario a convertir.
BCD_Resta10
movlw .10 ; A las unidades se les va restando 10 en cada
subwf BCD_Unidades,W ; pasada. (W)=(BCD_Unidades) -10.
btfss STATUS,C ; ¿C = 1?, ¿(W) positivo?, ¿(BCD_Unidades)>=10?
goto BIN_BCD_Fin ; No, es menor de 10. Se acabó.
BCD_IncrementaDecenas
movwf BCD_Unidades ; Recupera lo que queda por restar.
incf BCD_Decenas,F ; Incrementa las decenas y comprueba si ha llegado
movlw .10 ; a 10. Lo hace mediante una resta.
subwf BCD_Decenas,W ; (W)=(BCD_Decenas)-10).
btfss STATUS,C ; ¿C = 1?, ¿(W) positivo?, ¿(BCD_Decenas)>=10?
goto BCD_Resta10 ; No. Vuelve a dar otra pasada, restándole 10 a
BCD_IncrementaCentenas ; las unidades.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 103
clrf BCD_Decenas ; Pone a cero las decenas
incf BCD_Centenas,F ; e incrementa las centenas.
goto BCD_Resta10 ; Otra pasada: Resta 10 al número a convertir.
BIN_BCD_Fin
swapf BCD_Decenas,W ; En el nibble alto de (W) también las decenas.
addwf BCD_Unidades,W ; En el nibble bajo de (W) las unidades.
return ; Vuelve al programa principal.
; Subrutina "RS232_Mensaje" -------------------------------------------------------------
;
; Envía por el puerto serie el mensaje apuntado por el registro W y grabado en memoria
; de programa del PIC. El mensaje se visualizará en el monitor del ordenador. Esta
; subrutina sigue la estructura de funcionamiento similar a la ya conocida "LCD_Mensaje"
; para visualización de mensajes en pantallas de modulos LCD.
;
CBLOCK
RS232_ApuntaCaracter ; Apunta al carácter a visualizar.
RS232_ValorCaracter ; Valor ASCII del carácter a visualizar.
ENDC
RS232_Mensaje
movwf RS232_ApuntaCaracter ; Posición del primer carácter del mensaje.
movlw Mensajes ; Halla la posición relativa del primer carácter
subwf RS232_ApuntaCaracter,F ; del mensaje respecto del comienzo de todos los
; mensajes (identificados mediante la etiqueta
; "Mensajes").
decf RS232_ApuntaCaracter,F ; Para compensar la posición que ocupa la
RS232_VisualizaOtroCaracter ; instrucción "addwf PCL,F".
movf RS232_ApuntaCaracter,W ; Apunta al carácter a visualizar.
call Mensajes ; Obtiene el código ASCII del carácter apuntado.
movwf RS232_ValorCaracter ; Guarda el valor de carácter.
movf RS232_ValorCaracter,F ; Lo único que hace es posicionar flag Z. En caso
btfsc STATUS,Z ; que sea "0x00", que es código indicador final
goto RS232_FinMensaje ; de mensaje, sale fuera.
RS232_NoUltimoCaracter
call RS232_EnviaDato ; Visualiza el carácter ASCII leído.
incf RS232_ApuntaCaracter,F ; Apunta a la posición del siguiente carácter
goto RS232_VisualizaOtroCaracter ; dentro del mensaje.
RS232_FinMensaje
return
; Subrutina "RS232_LineasBlanco" ------------------------------------------------
;
; Visualiza unas cuantas líneas en blanco en el monitor del ordenador.
CBLOCK RS232_ContadorLineas
ENDC
RS232_LineasBlanco
movlw d'10' ; Por ejemplo este número de líneas en
movwf RS232_ContadorLineas ; blanco.
R232_LineasBlancoLazo
movlw .10 ; Código del salto de línea
call RS232_EnviaDato
decfsz RS232_ContadorLineas,F
goto R232_LineasBlancoLazo
movlw .13 ; Código del retorno de carro.
call RS232_EnviaDato ; Finaliza con un retorno de carro.
return
; Estas subrutinas permiten realizar las tareas básicas de control de la transmisión
; seríe asincrona según normas RS-232.
;
; Los parámetros adoptados para la comunicación son los siguientes:
; - Velocidad de transmisión de 9600 baudios. La duración de cada bit será 104 µs.
; - Un bit de inicio o Start a nivel bajo.
; - Dato de 8 bits.
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 104
; - Sin paridad.
; - Dos bits de final o Stop a nivel alto.
;
; El tiempo entre bit y bit debe coincidir con el periodo de la señal leída o enviada.
; Como la velocidad de transmisión o recepción es de 9600 baudios, el periodo será:
; 1/9600 Baudios = 104 µs. Se utilizará pues la subrutina Retardos_100micros.
CBLOCK
RS232_ContadorBits
RS232_Dato
ENDC
#DEFINE RS232_Entrada PORTB,0 ; Línea por la que se reciben los datos.
#DEFINE RS232_Salida PORTA,1 ; Línea por la que se envían los datos.
;
; Subrutina "RS232_Inicializa" -------------------------------------------------------------
;
; Configura las líneas de salida y entrada del microcontrolador.
RS232_Inicializa
bsf RS232_Salida ; Al principio salida en alto para resposo.
bsf STATUS,RP0
bsf RS232_Entrada ; Esta línea se configura como entrada.
bcf RS232_Salida ; Esta línea se configura como salida.
bcf STATUS,RP0
return
; Subrutina "RS232_LeeDato" -------------------------------------------------------------
;
; El microcontrolador lee el dato por la línea de entrada comenzando por el bit de menor
; peso. El dato leído se envía finalmente en el registro de trabajo W.
;
; El ordenador parte siempre de un nivel alto, que es el estado que tiene cuando no
; envía información. La secuencia utilizada es:
; 1º Espera que se ejecute el pulso negativo del bit Start o flanco de bajada.
; 2º Deja pasar un tiempo una y media veces mayor que el periodo de transmisión para
; saltarse el bit de Start y lee el primer bit en su mitad.
; 3º Lee el resto de los bits de datos, esperando un tiempo igual a la duración del
; período entre lectura y lectura para testearlos en mitad del bit.
;
; Salida: En el registro de trabajo W el byte leído.
RS232_LeeDato
movlw d'8' ; Número de bits a recibir.
movwf RS232_ContadorBits
RS232_EsperaBitStart btfsc RS232_Entrada ; Lee la entrada y espera a que sea "0".
goto RS232_EsperaBitStart ; No, pues espera el nivel bajo.
call Retardo_100micros ; El primer bit debe leerlo un tiempo igual a una
call Retardo_50micros ; vez y media el periodo de transmisión.
RS232_LeeBit
bcf STATUS,C ; Ahora lee el pin. En principio supone que es 0.
btfsc RS232_Entrada ; ¿Realmente es cero?
bsf STATUS,C ; No, pues cambia a "1".
rrf RS232_Dato,F ; Introduce el bit en el registro de lectura.
call Retardo_100micros ; Los siguientes bits los lee un periodo más tarde.
decfsz RS232_ContadorBits,F ; Comprueba que es el último bit.
goto RS232_LeeBit ; Si no es el último bit pasa a leer el siguiente.
call Retardo_200micros ; Espera un tiempo igual al los 2 bits de Stop.
movf RS232_Dato,W ; El resultado en el registro W.
return
; Subrutinas "RS232_EnviaDato" y "RS232_EnviaNúmero" -------------------------------------
; El microcontrolador envía un dato por la línea de salida comenzando por el bit de menor
; peso. En dato enviado será el que le llegue a través del registro de trabajo W.
; 1º. Envía un "0" durante un tiempo igual al periodo de la velocidad de transmisión.
; Este es el bit de "Start".
; 2º. Envía el bit correspondiente:
Anexos
ÓRTESIS ACTIVA PARA LA REHABILITACIÓN
DE LESIÓN MEDULAR DE MIEMBRO INFERIOR Página 105
; - Si va a enviar un "0" permanece en bajo durante el periodo correspondiente.
; - Si va a escribir un "1" permanece en alto durante el periodo correspondiente.
; Envía dos bits "1" durante un tiempo igual al período de la velocidad de
; Transmisión cada uno. Estos son los dos bits de Stop.
; Entrada: En (W) el dato a enviar.
RS232_EnviaNumero ; Envía el código ASCII de un número.
addlw '0' ; Lo pasa a código ASCII sumándole el ASCII
del 0.
RS232_EnviaDato
movwf RS232_Dato ; Guarda el contenido del byte a transmitir.
movlw d'8' ; Este es el número de bits a transmitir.
movwf RS232_ContadorBits
bcf RS232_Salida ; Bit de Start.
call Retardo_100micros
RS232_EnviaBit ; Comienza a enviar datos.
rrf RS232_Dato,F ; Lleva el bit que se quiere enviar al Carry para
btfss STATUS,C ; deducir su valor. ¿Es un "1" el bit a transmitir?
goto RS232_EnviaCero ; No, pues envía un "0".
RS232_EnviaUno
bsf RS232_Salida ; Transmite un "1".
goto RS232_FinEnviaBit
RS232_EnviaCero
bcf RS232_Salida ; Transmite un "0".
RS232_FinEnviaBit
call Retardo_100micros ; Este es el tiempo que estará en alto o bajo.
decfsz RS232_ContadorBits,F ; Comprueba que es el último bit.
goto RS232_EnviaBit ; Como no es el último bit repite la operación.
bsf RS232_Salida ; Envía dos bits de Stop.
call Retardo_200micros
return
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