Simulacion De La Marcha Del Amputado Transtibial A Partir De Los Ajustes De Posición De La Prótesis

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(1)SIMULACION DE LA MARCHA DEL AMPUTADO TRANSTIBIAL A PARTIR DE LOS AJUSTES DE POSICIÓN DE LA PROTESIS. ANDERSON DAVID TORRES TORRES TRABAJO DE GRADO PARA OPTAR AL TITULO DE INGENIERO EN CONTROL. Dirigido por: Ing. Esperanza Camargo Casallas. Universidad Distrital Francisco José de Caldas Facultad Tecnológica 2016 i.

(2) AGRADECIMIENTOS. Le agradezco a mi familia por darme sosiego cuando encontraba sumergido en la dificultad , sobre todo a mi mamá y a mi hermano que siempre estuvieron ahí incondicionalmente. Agradezco a todos las personas que me permitieron seguir adelante con esta osadía. Agradezco a mi tutora, Esperanza Camargo, porque me dio la oportunidad de crecer con este trabajo. Agradezco a la Universidad Francisco José de Caldas por acogerme durante casi una década y permitirme enriquecer mi intelecto como nunca más en la vida. También le agradezco a Dios y a la providencia por permitirme superar la adversidad y por brindarme la sabiduría necesaria para afrontar los problemas de la vida.. i.

(3) RESUMEN Durante los últimos años, los trabajos de investigación se han centrado en desarrollar nuevas herramientas y modelos para el análisis de la marcha humana. La principal motivación de este creciente interés es poder observar diferencias entre un tipo de marcha y otro; normalmente, este otro tipo de marcha es patológica. Como este campo de investigación todavía es muy incipiente, el objetivo general de este trabajo de investigación es desarrollar una herramienta que permita establecer y comprender las diferencias entre la marcha del amputado transtibial y la marcha normal. La estrategia empleada por este trabajo fue modelar la marcha humana por medio de los sistemas multicuerpo. Utilizando el software de simulación Maplesim se construyeron diferentes modelos multicuerpo para obtener un modelo de marcha normal. Una vez se obtuvo ese modelo, se elaboro otro modelo multicuerpo que representara el funcionamiento de una prótesis transtibial con un pie single axis. El cual se introdujo en modelo de marcha normal para observar el comportamiento dinámico del nuevo sistema. Las simulaciones encontraron diferencias cinemáticas entre la marcha del amputado y la marcha normal. La mayoría de estas diferencias están relacionadas con el desplazamiento lateral y vertical del centro de gravedad, lo que sugiere cambios en la eficiencia energética de la marcha. Las otras diferencias encontradas fueron desviaciones del patrón de marcha cuando a la prótesis se sometía a cambios de alineación.. i.

(4) ABSTRACT In recent years, research work has focused on developing new tools and models for the analysis of human walking. The main motivation for this growing interest is to observe differences between one kind of gait and another; usually, this other gait is pathological. As this field research is too recent, the main objective of this research is to develop a tool to establish and understand the differences between the transtibial amputee gait and the normal gait. The strategy employed by this work was to model human walking through multibody systems. Using simulation software MapleSim, different multibody models were constructed for a model of normal gait. Once the model gait was obtained, another multibody model depicted the framework of a transtibial prosthesis with a single axis foot prosthetic. Which was introduced in normal model to observe the dynamic behavior of the new system running. The simulations found kinematic differences between the amputee gait and the normal gait. Most of these differences are related to the lateral and vertical displacement of the center of gravity, suggesting changes in the energy efficiency gait. The other differences were found deviations from the pattern of motion when the prosthesis is undergo to alignment changes.. ii.

(5) TABLA DE CONTENIDO. SIMULACION DE LA MARCHA DEL AMPUTADO TRANSTIBIAL A PARTIR DE LOS AJUSTES DE POSICIÓN DE LA PROTESIS.................................................................................................................. i AGRADECIMIENTOS.............................................................................................................................. i RESUMEN ............................................................................................................................................. i ABSTRACT ............................................................................................................................................ ii LISTA DE TABLAS.................................................................................................................................. v LISTA DE FIGURAS................................................................................................................................vi 1. INTRODUCCION ........................................................................................................................... 1 1.1. Planteamiento del problema .............................................................................................. 1. 1.2. Justificación ......................................................................................................................... 1. 1.3. Objetivos ............................................................................................................................. 2. 1.3.1. Objetivos generales ..................................................................................................... 2. 1.3.2. Objetivos específicos ................................................................................................... 2. 2. ESTADO DEL ARTE ....................................................................................................................... 2. 3. MARCO TEORICO ......................................................................................................................... 8 3.1. 3.1.1. Cinemática de la marcha ........................................................................................... 13. 3.1.2. Cinética de la marcha ............................................................................................... 20. 3.1.3. Determinantes de la marcha ..................................................................................... 23. 3.2. Amputación de miembros inferiores ................................................................................ 25. 3.2.1. La amputación y sus causas....................................................................................... 25. 3.2.2. Niveles de amputación de las extremidades............................................................. 25. 3.3. 4. Marcha normal .................................................................................................................... 8. Prótesis transtibial............................................................................................................. 27. 3.3.1. Tipos de pie protésico ............................................................................................... 27. 3.3.2. Desviaciones de la marcha transtibial ....................................................................... 29. RESULTADOS ............................................................................................................................. 34 4.1. Marcha normal .................................................................................................................. 34. 4.1.1. Trayectorias ............................................................................................................... 34. 4.1.2. Plano sagital .............................................................................................................. 37 iii.

(6) 4.1.3 4.2. 5. Marcha en los tres planos anatómicos...................................................................... 42. Marcha amputado ............................................................................................................. 47. 4.2.1. Marcha amputado vs Marcha normal ....................................................................... 47. 4.2.2. Desviaciones de la marcha en el plano sagital .......................................................... 51. CONCLUSIONES Y TRABAJOS FUTUROS .................................................................................... 56. BIBLIOGRAFIA .................................................................................................................................... 58 A.. APENDICE .................................................................................................................................. 61. iv.

(7) LISTA DE TABLAS Tabla 1 Cinemática angular de la cadera durante las fases de la marcha .......................... 15 Tabla 2 Cinemática angular de la rodilla durante las fases de la marcha ............................ 17 Tabla 3 Cinemática angular del tobillo durante las fases de la marcha ................................ 19 Tabla 4 Cinética de la cadera, rodilla y tobillo durante la marcha. ....................................... 23 Tabla 5 Tipos de pie protésico. .................................................................................................... 29 Tabla 6 Algunos parámetros espaciotemporales de la simulación y de los datos extraídos. ........................................................................................................................................................... 37 Tabla 7 Algunos parámetros espaciotemporales de la simulación y de los datos extraídos. ........................................................................................................................................................... 42 Tabla 8 Ubicación del centro de masa en los segmentos del cuerpo y el peso de cada uno de ellos ............................................................................................................................................. 61. v.

(8) LISTA DE FIGURAS Fig. 2.1 Modelo antropomórfico de 7 segmentos y 9 DOF [3] .................................................. 3 Fig. 2.2 Modelos con más de 9 grados de libertad ..................................................................... 4 Fig. 2.3 Interfaces pie-suelo propuestas por diferentes autores .............................................. 5 Fig. 2.4 Lazo de control PD para un sistema MIMO no lineal[10] ............................................ 6 Fig. 2.5 Lazo de control usando realimentación lineal o CTC [10]........................................... 6 Fig. 2.6 Esquema de control predictivo o MPC[14] .................................................................... 7 Fig. 3.1 División del ciclo de la marcha[17].................................................................................. 8 Fig. 3.2 Periodo de soporte de la marcha[17] ............................................................................. 9 Fig. 3.3 Periodo de balanceo de la marcha ............................................................................... 10 Fig. 3.4 Longitud de zancada y paso corto[17]. ........................................................................ 11 Fig. 3.5 a) Base de sustentación b) Orientación del paso[17] ............................................... 11 Fig. 3.6 Niveles de amputación[28] ............................................................................................. 26 Fig. 3.7 Estructura de una prótesis transtibial[29]..................................................................... 26 Fig. 3.8 Flexión excesiva de rodilla[33] ...................................................................................... 30 Fig. 3.9 Insuficiente flexión de rodilla [33] .................................................................................. 31 Fig. 3.10 Pie en posición medial excesiva [32] ......................................................................... 32 Fig. 3.11 Flexión prematura de la rodilla[33] ............................................................................. 33 Fig. 3.12 Flexión retardada de la rodilla[33] .............................................................................. 33 Fig. 4.1 Ventana de diseño de Maplesim 2015[36] ....................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.2 Ventana de visualización de resultados de Maplesim 2015[36].. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.3 Software matemático Maple 2015 ................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.4 Sistemas Multicuerpo o MBS[37] ..................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.5 Fixed Frame ........................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.6 Rigid Body .............................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.7 Rigid Body Frame ............................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.8 Applied World Force ........................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.9 Traslational Spring, Damper, Actuator ............................ ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.10 Revolute Joint ................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.11 XYZ Traslational ............................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.12 Spherical Geometry, Cylindrical Geometry, CAD Geometry ..... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.13 Force Arrow and Path Trace........................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.14 Angle Sensor ..................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.15 Torque driver ..................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.16 PID ...................................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.17 Lookup Table .................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.18 Gain .................................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.19 Representación MBS de la extremidad inferior en Maplesim.. . ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.20 Estructura del actuador de en Maplesim. ..................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.21 Respuesta dinámica de cada uno de los actuadores. ¡Error! Marcador no definido.. vi.

(9) Fig. 4.22 Formato de coordenadas utilizado por el estándar ‘C3D’. ......... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.23 Entorno visual del Software Mokka ............................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.24 Ejemplo de trayectorias encontradas con la ayudad de Mokka y Labview. .. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.25 Lectura de trayectorias a través de Maplesim. ............ ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.26 Simulación de miembro inferior incluyendo las trayectorias angulares. ........ ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.27 Simulación de los dos miembros inferiores incluyendo las trayectorias angulares. .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.28 Simulación de los dos miembros inferiores incluyendo las trayectorias angulares. .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.29 Modelo del suelo implementado en Maplesim............. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.30 Respuesta del modelo de impacto. ............................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.31 Respuesta del modelo de fricción.................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.32 Simulación de la marcha normal en el plano sagital en Maplesim¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.33 Modelo de articulaciones con más grados de libertad en Maplesim.. ........... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.34 Trayectorias adicionales obtenidas. . ........................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.35 Simulación de marcha en los tres planos anatómicos con movimientos pélvicos .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.36 Modelo del conjunto torso, brazos, cabeza y pelvis.. . ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.37 Simulación de marcha en los tres planos anatómicos con movimientos pélvicos .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.38 Pie protésico a simular[29].............................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.39 Modelo del pie protésico implementado en Multisim. Se puede observar que conserva la estructura del pie real. Las ‘Revolute Joint’ poseen fricción para evitar que entre en fuera de control. Los bloques de color naranja funcionan como topes virtuales. .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.40 Respuesta dinámica de la protésica ante fuerzas externas. Las curvas representan el cambio de la trayectoria de la rodilla ante los cambios en la alineación de la prótesis................................................................................................ ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.41 Simulación en Maplesim de la marcha protésica en los tres planos anatómicos. .............................................................................................................. ¡Error! Marcador no definido. Fig. 4.42 Simulación en Maplesim de una de las desviaciones de la marcha del amputado. ........................................................................................... ¡Error! Marcador no definido. Fig. 5.1 Trayectorias angulares de la cadera en el plano sagital ........................................... 34 Fig. 5.2 Trayectorias angulares de la caderas izquierda y derecha el plano transversal. .. 34 Fig. 5.3 Trayectorias angulares de las rodillas izquierda y derecha el plano sagital. ......... 35 Fig. 5.4 Trayectorias angulares de las tobillos izquierda y derecha el plano sagital. ......... 36 Fig. 5.5 Trayectorias angulares de las rodillas izquierda y derecha el plano frontal........... 36 Fig. 5.6 Trayectorias angulares de los dedos del píe izquierdo y derecho el plano sagital. ........................................................................................................................................................... 37. vii.

(10) Fig. 5.7 Alteraciones del ciclo de marcha debido a la modificación de características del modelo del suelo. ........................................................................................................................... 38 Fig. 5.8 Desplazamiento horizontal y vertical del centro de gravedad. ................................. 38 Fig. 5.9 Comparación del desplazamiento del centro de gravedad entre modelo marcha sagital (línea roja) y modelo de marcha en los tres planos (línea verde). ............................. 39 Fig. 5.10 Desplazamiento vertical del centro de gravedad con respecto al tiempo de la simulación (línea azul) y del archivo C3D (línea roja). ............................................................ 39 Fig. 5.11 Momento articular de la cadera suministrado por la simulación en Maple .......... 40 Fig. 5.12 Respuesta de los controladores del miembro inferior izquierdo. .......................... 41 Fig. 5.13 Respuesta de los controladores del miembro inferior derecho............................. 41 Fig. 5.14 Trayectorias angulares en el plano sagital de las articulaciones del miembro izquierdo. ......................................................................................................................................... 43 Fig. 5.15 Trayectorias angulares en el plano sagital de las articulaciones del miembro derecho. Fig. 5.16 Trayectorias angulares del tobillo y cadera en los planos frontal y transversal. Fig. 5.17 Trayectorias angulares del tobillo y cadera en los planos frontal y transversal .. 43 Fig. 5.18 Trayectoria angular de la pelvis en los planos frontal y transversal .................. 45 Fig. 5.19 Desplazamiento del centro de gravedad en el eje x, eje y eje z con respecto al tiempo............................................................................................................................................... 45 Fig. 5.20 Desplazamiento del centro de gravedad en los tres planos anatómicos. ............ 46 Fig. 5.21 Comparación entre marchas con movimientos pélvicos (línea azul) y sin movimientos pélvicos (línea roja) ................................................................................................. 46 Fig. 5.22 Trayectorias angulares en el plano sagital de las articulaciones del miembro amputado. ........................................................................................................................................ 48 Fig. 5.23 Trayectorias angulares en el plano sagital de las articulaciones del miembro sano. ................................................................................................................................................. 48 Fig. 5.24 Trayectorias angulares del tobillo y cadera de la pierna amputada en el plano frontal y transversal. ....................................................................................................................... 49 Fig. 5.25 Trayectorias angulares del tobillo y cadera de la pierna sana en los planos frontal y transversal ........................................................................................................................ 49 Fig. 5.26 Trayectoria angular de la pelvis en los planos frontal y transversal .................. 50 Fig. 5.27 Desplazamiento lateral, vertical y longitudinal del centro de gravedad con respecto al tiempo. Marcha normal (línea roja) y marcha transtibial (línea verde). ............. 50 Fig. 5.28 Desplazamiento del centro de gravedad visto con respecto a los tres planos anatómicos. Marcha normal (línea roja) y marcha transtibial (línea verde). ......................... 51 Fig. 5.29 Simulación fallida. En este caso se intento simular una hiperextensión de rodilla pero la simulación fallo por que el pie no paso libremente por encima del suelo. ...................................... 52 Fig. 5.30 Trayectorias articulares del miembro sano. .............................................................. 52 Fig. 5.31 Desviación a causa de flexión dorsal excesiva del pie. .......................................... 53 Fig. 5.32 Desviación a causa de excesivo desplazamiento posterior del socket. ............... 53 Fig. 5.33 Desviación a causa de excesivo desplazamiento posterior del socket. ............... 54 Fig. 5.34 Desviación a causa de extensión excesiva del encaje. .......................................... 54 Fig. 5.35 Desviación a causa de excesivo desplazamiento anterior del socket. ................. 55 Fig. 5.36 Desviación a causa de excesiva flexión plantar del pie. ......................................... 55 Fig. A.1 Longitud de los segmentos del cuerpo según la estatura ........................................ 61 viii.

(11) Fig. A.2 Diagrama de bloques del aplicativo de C3DServer ................................................... 62 Fig. A.3 Panel frontal del aplicativo de C3DServer................................................................... 62 Fig. A.4 Visualización de la posición y nombres de los marcadores de la marcha. .......... 63 Fig. A.5 Visualización de las trayectorias angulares ................................................................ 64 Fig. A.6 Equivalente en Simulink de la articulación de la cadera. ........................................ 65 Fig. A.7 Curva de respuesta del controlador del tobillo. .......................................................... 65 Fig. A.8 Curva de respuesta del controlador de las rodillas.................................................... 66 Fig. A.9 Curva de respuesta del controlador de las caderas. ................................................. 66 Fig. A.11 Miembro inferior ............................................................................................................ 67 Fig. A.10 Subsistema rodilla, cadera y tobillo ........................................................................... 67 Fig. A.12 Subsistema pierna y muslo ......................................................................................... 67 Fig. A.13 Subsistema pie .............................................................................................................. 67 Fig. A.14 Subsistema controlador ............................................................................................... 67 Fig. A.15 Modelo marcha sagital ................................................................................................. 68 Fig. A.16 Subsistema suelo.......................................................................................................... 68 Fig. A.17 Subsistema HAT (Cabeza, Brazos, Torso)............................................................... 68 Fig. A.18 Modelo de marcha en los tres planos anatómicos. ................................................. 69 Fig. A.19 Subsistema HAT1 con dos movimientos de pelvis incorporados. ........................ 69 Fig. A.20 Modelo de la marcha protésica en los tres planos anatómicos. .......................... 70 Fig. A.21 Subsistema pierna protésica....................................................................................... 70 Fig. A.22 Modelo de marcha protésica en el plano sagital con desviaciones. ..................... 71. ix.

(12) 1 INTRODUCCION 1.1 Planteamiento del problema La evaluación funcional es una etapa fundamental dentro del proceso de adaptación de la prótesis. En muchas ocasiones esta labor se dificulta por la aparición de inconvenientes de carácter técnico; debido a que estas pruebas no cuentan con algún equipo de medición o un apoyo técnico que facilite el proceso. Como consecuencia los resultados estarán condicionados a la experiencia descrita por parte del usuario y a la habilidad observadora del especialista. A esta situación se le adiciona el hecho de que el número de ensayos es limitado; cada prueba siempre va a significar un riesgo a la integridad del usuario, una sobrecarga física del paciente, y una mayor inversión de tiempo y recursos.. En muchos trabajos de investigación se han desarrollado herramientas computacionales orientadas a la investigación de la marcha humana y patologías de esta. Tales herramientas han servido para trabajar dentro de entornos de realidad virtual donde se puede interactuar con la dinámica de la marcha humana. Sin embargo, aún no se divisa soluciones definitivas para esta problemática; aunque muchos de estos trabajos han contribuido con el diseño eficiente de nuevas prótesis, no ha sido suficiente debido a la extrema complejidad que puede llegar caracterizar este problema.. 1.2 Justificación Este trabajo debe su importancia al hecho de que no existe una herramienta de apoyo en la etapa en que el paciente amputado hace sus primeros pasos con una prótesis. Normalmente, el especialista hace los ajustes de alineación en base al conocimiento adquirido en años de práctica; con el desarrollo de una herramienta de simulación, esta labor no solo estará basada en la experiencia del especialista, sino también en conceptos biomecánicos. Conceptos importantes, si hay un interés particular en que el centro de gravedad del paciente siga una trayectoria cíclica u ondulatoria. Esta investigación servirá como referencia a aquellas investigaciones donde la temática sea la marcha humana. El modelo propuesto es flexible a los cambios que sean requieran para afrontar problemas de otra naturaleza; como el estudio de varios tipos de prótesis transtibial o el estudio de diferentes marchas patológicas. De todas las investigaciones realizadas hasta el momento, muy pocas han incursionado en el desarrollo de herramientas que sirvan como soporte al trabajo de rehabilitación de un paciente amputado. Esto da entender que es una rama de la ingeniería no muy explorada; por lo que este proyecto puede sacar 1.

(13) 1.3. Objetivos. 1.3.1 Objetivos generales Construir una plataforma de simulación de marcha humana protésica donde se puedan integrar parámetros de alineamiento de una prótesis transtibial. 1.3.2 Objetivos específicos  Obtener modelo mecánico de la marcha humana normal en los tres planos anatómicos.  Obtener modelo mecánico para un único tipo de prótesis transtibial donde se incluyan los parámetros de alineación de la misma.  Integrar modelo de marcha y prótesis en un solo entorno virtual para constituir simulación de marcha protésica.  Generar el reporte clínico de los parámetros cinemáticos y espaciotemporales más relevantes.. 2 ESTADO DEL ARTE El surgimiento de herramientas para el análisis y diseño de sistema multicuerpo ha influenciado de manera significativa los últimos trabajos en el campo de la marcha humana. Se pueden intuir que existen varias razones por los cuales estas herramientas han sido de interés para dichos trabajos. Dentro esta razones, cabe destacar la flexibilidad y practicidad que ofrecen estas herramientas de diseño; sistema mecánicos complejos pueden ser descritos de manera sencilla y con un buen nivel de precisión. Otra de las razones, es la capacidad que ofrecen estas herramientas de construir modelos predictivos, que les permiten a los investigadores o interesados en el análisis de la marcha, estudiar aspectos como la eficiencia energética de la marcha o nuevos situaciones de la marcha como el estudio de la marcha patológica[1], [2]. La mayoría de los trabajos actuales tienen una metodología en común en el desarrollo de sus modelos; la base del modelo casi siempre estará compuesta por una estructura antropomórfica, una representación dinámica del contacto del pie con el suelo y una estrategia de control de las articulaciones que servirán para seguir un patrón de marcha prestablecido. A continuación se describirá algunos de los trabajos más relevantes para la investigación en curso: a) Estructura antropomórfica En los trabajos como los de Peasgood y Mohsen [1], [3], fue implementado un modelo antropomórfico con 7 segmentos y 9 grados de libertad. Uno de los segmentos representa la simplificación de la parte superior del cuerpo, que comprende la cabeza, el tronco y los brazos o como se conoce por sus siglas en ingles HAT; el resto de los segmentos fueron asignados para representar los 2 miembros inferiores. Además, los movimientos pélvicos no se tuvieron en cuenta, de manera que la Pelvis se fusiono el segmento HAT. La interconexión entre segmentos se realizo mediante articulaciones con un 2.

(14) solo grado de libertad, lo que significa que el modelo solo opero en el plano sagital.. Fig. 2.1 Modelo antropomórfico de 7 segmentos y 9 DOF [3]. De otra parte, existen otros trabajos donde el modelo 2D de 7 segmentos adquiere mas grados de libertad, lo que permite abordar los otros planos de la marcha; el transversal y coronal. Los modelos de Wajtyra y Celigüeta asumen mas grados de libertad, por ejemplo, en la articulación de la cadera son tenidos en cuenta 2 grados mas, lo que permite a esta realizar movimientos de rotación y aducción [4], [5]. Otro modelo muy similar a los anteriores pero en una escala muy superior fue el desarrollado por la Universidad de Stanford. No solamente permite trabajar en todos los tres planos anatómicos sino que también logra integrar movimientos tan importantes como los de la pelvis. Asimismo, logra integrar dentro del modelo el componente muscular de la marcha que a diferencia de los anteriores los anteriores no se incluía; las articulaciones no pasan de ser unos controladores de torque .Lo que al final brinda mucho más posibilidades a la hora de simular nuevos escenarios[6].. 3.

(15) (a) Modelo de Wojtyra[4]. (b) Modelo de Celigüeta[5]. (c) Modelo de U de Stanford[6]. Fig. 2.2 Modelos con más de 9 grados de libertad. b) Modelo del pie y el suelo La interacción de la fuerzas de reacción del suelo con el cuerpo durante la fase de estancia de la marcha humana, se realiza a través del pie; un modelo adecuado de esta interacción permite un mejor desempeño de cualquier tipo de simulación de marcha humana. El primer intento para describir el contacto pie-suelo fue hecho por Winter [7]; hasta ese momento los modelos de marcha evitaban incluir el contacto pie-suelo, debido a la alta complejidad matemática que esto conlleva. Normalmente, los modelos anteriores al de Winter, suponían la fase de apoyo, fusionando el pie con el suelo; para Winter esto le quitaba precisión a los resultados finales. La estrategia de Winter para abordar este inconveniente, fue representar el pie como la unión de 2 segmentos rígidos interconectados por una articulación de un solo grado de libertad. Para integrar lo que Winter denomino la interfaz pie-suelo, a lo largo de la superficie del pie fueron usados 9 elementos resorte-amortiguador; así de esta manera se incluían las propiedades visco elásticas de dicha interface. Un modelo mas reciente fue propuesto por Millmard y cía. [1], el pie es representado como un solo cuerpo rígido con dos puntos de contacto, uno en el talón y metatarso. A diferencia del anterior, la interface pie-suelo es implementada con el modelo de impacto de Hunt-Crossley. El modelo de Millmard es el más utilizado en los trabajos mas reciente aunque con ciertas variaciones. Por ejemplo, en el trabajo hecho por el grupo de Ferreira [8]; el pie esta representado por dos cuerpos rígidos y un punto de contacto en el talón, el metatarso y los dedos. Además, en la articulación del metatarso fue agregado un elemento elasto-amortiguador con el fin de brindar adaptabilidad al pie. Otra modificación interesante la realizo Moreira [9] al agregar nueve esferas a través de toda la superficie de contacto del pie; cada una ellas represento un punto de contacto con el suelo. 4.

(16) (a) Modelo de Winter[7]. (b) Modelo de Ferreira[8]. (c) Modelo de Moreira[9] Fig. 2.3 Interfaces pie-suelo propuestas por diferentes autores c) Estrategia de control Existen básicamente dos enfoques a la hora de analizar un sistema dinámico influenciado por fuerzas externas; la dinámica inversa y la dinámica directa. La dinámica inversa soluciona un problema dinámico a partir de encontrar las fuerzas que producen el movimiento. En contraparte, la dinámica directa determina cual será el comportamiento de un mecanismo bajo la acción de una fuerza o conjunto de fuerzas. Esta característica de predicción hace especial este enfoque para llevar a cabo simulaciones de marcha con sistema multicuerpo. Desde esta perspectiva de la dinámica directa, no es posible por si sola reproducir un ciclo entero de marcha, así como lo afirma Pätkau [10] en su trabajo. La inestabilidad de sistemas dinámicos como la marcha humana haca prácticamente imposible que un enfoque basado exclusivamente en la dinámica directa pueda simular tan solo un ciclo marcha completo. Es decir que por si solo no es capaz de seguir patrón alguno o de responder ante una perturbación. Entonces, se hace necesario adoptar una estrategia de control para suplir dicha deficiencia. Ahora, cabe precisar que existe una variedad de estrategia de control que pueden cumplir con el mismo objetivo, la elección siempre partirá del costo computacional de dicha estrategia. En la mayoría de investigaciones abordadas[1], [3], [4], [11], [12] por este trabajo existe una gran aceptación por los controladores PD; esa preferencia se debe a que cuentan con una buena precisión y su implementación no es tan engorrosa como otros métodos de control.. 5.

(17) Fig. 2.4 Lazo de control PD para un sistema MIMO no lineal[10] En otros modelos mas sofisticados como el de la Universidad de Stanford, es necesario hacer uso de otra estrategia como el Control de Torque Computarizado (CTC). Aunque, no es propiamente un CTC, este en un extensión del mismo. Para efectos de diseño el CTC fue modificado y nombrado como Control Muscular Computarizado (CMC)[13]. En efecto, se comporta como un CTC pero fue diseñado para dar en vez torque, una señal de activación muscular con el fin de mover una articulación.. Fig. 2.5 Lazo de control usando realimentación lineal o CTC [10]. Recientemente, se ha planteado la necesidad de que las estrategias de control tengan un carácter anticipativo dado que las expuestas hasta al momento se basan en el error pasado [14],lo que significa un inconveniente si el modelo debe responder a una perturbación como la presencia de un obstáculo en el camino. En el cuerpo humano, esta función de predicción la lleva a cabo el Sistema Nervioso Central; el SNC recoge información externa y la procesa para generar un nuevo patrón de marcha y así evitar el obstáculo. En la figura 2.6, tal como lo propone Sun en su trabajo, se observa la configuración de un controlador con una componente anticipativo, en un intento por emular la respuesta que tendría el SNC. Un estimador calcula las salidas futuras del modelo a partir de un modelo interno mientras que un regulador mantiene las salidas futuras dentro un rango cercano a la referencia. Una vez optimizada la señal de control solamente se envía la señal del primer instante del tiempo y el resto de señales son re-optimizadas para así comenzar el ciclo de nuevo.. 6.

(18) Fig. 2.6 Esquema de control predictivo o MPC[14]. Lo más interesante, de los trabajos vistos hasta ahora, son las potenciales aplicaciones que se pueden llevar a cabo. Para investigadores, médicos, o cuidadores de la salud es importante que existan herramientas que le ayuden predecir el comportamiento de la marcha en nuevos escenarios. En lo concerniente a marcha patológica, varios investigadores han puesto sus esfuerzos en desarrollar modelos capaces de describir escenarios como la amputación de un miembro inferior. Peasgod et. al. [12] elaboraron una simulación de marcha de amputado transfemoral, donde el objetivo general era hallar el coste energético requerido por el paciente al caminar. Silva [15] implementa un simulación de marcha humana utilizando el software de simulación Opensim de la Universidad de Stanford; la simulación le permitió saber que e esfuerzo muscular realizado por el paciente amputado. Mediante simulaciones se comparo la marcha de una persona sana con la marcha de una persona con una prótesis transfemoral; y se pudo comprobar que el esfuerzo que el paciente amputado realiza mayor esfuerzo muscular con el mismo patrón objetivo.. 7.

(19) 3 MARCO TEORICO 3.1 Marcha normal La marcha humana es el movimiento repetitivo secuencial de los miembros inferiores, donde simultáneamente el cuerpo se traslada por una trayectoria deseada y mantiene el equilibrio. Esta también se puede describir como la interacción de fuerzas; los músculos generar el par necesario para desplazar las extremidades y dicha fuerza es contrarrestada por la que se genera bajo la influencia de la gravedad e inercia sobre las mismas extremidades[16]. Debido a la dificultad de analizar la marcha humana, es necesario dividir el ciclo natural de marcha en fases para facilitar el estudio de la misma. Para empezar el ciclo de marcha (Fig. 3.1) comienza en el instante en el que uno de los dos pies realiza el contacto inicial con el suelo y termina cuando este mismo pie realiza de nuevo contacto con el suelo. La trayectoria seguida por el pie durante la marcha se divide en dos fases importantes: la fase de apoyo y la fase de balanceo; que su vez, están divididas en periodos mas pequeños. La fase de apoyo representa el momento cuando el peso del cuerpo es soportando solamente por una extremidad y abarca el 62 % de ciclo total. Mientras que la fase de balanceo, momento donde la otra extremidad avanza en el aire, ocupa el 38% del ciclo total. También existe un periodo en cual los dos pies realizan simultáneamente el contacto con el suelo; este momento es conocido como la fase de doble apoyo y constituye el 25 % del ciclo de marcha[17].. Fig. 3.1 División del ciclo de la marcha[17]. Tanto como la fase de apoyo y la fase balanceo están dividas en mas periodos mas pequeños. Estos periodos son descritos a continuación:. 8.

(20) I.. Fases del apoyo. La fase de apoyo (Fig. 3.2) se divide en cinco fases que son el contacto inicial, la respuesta a la carga, apoyo medio, soporte final y pre-balanceo[17], [18]. Estas fases se describen así: 1. Contacto inicial (0-2%): Es el momento en el cual el talón realiza el contacto con el suelo. Normalmente, este instante es utilizado para registrar el inicio y el final del ciclo de marcha. 2. Respuesta a la carga: La superficie del pie realiza el contacto total con el suelo y transfiere el peso total del cuerpo a la extremidad de apoyo. En esta parte ocurre el primer momento de doble apoyo. 3. Apoyo medio: La otra extremidad entra en fase de balanceo, mientras que el centro de masa rota sobre el pie de apoyo. 4. Soporte final: El talón comienza a despegar del piso y el peso el cuerpo del cuerpo se traslada a los pies. Aquí surge el segundo momento de doble apoyo cuando el pie contralateral realiza el contacto inicial con el suelo. 5. Pre-balanceo: Esta comprende el periodo transición entre la fase de apoyo y balanceo. Mientras el pie contralateral realizar el contacto completo con el suelo, los dedos del pie ipsilateral despegan del piso. Produciendo de nuevo una transferencia del peso del cuerpo a la extremidad de apoyo.. Fig. 3.2 Periodo de soporte de la marcha[17]. 9.

(21) II.. Fases del balanceo. El periodo de balanceo la constituyen tres fases[17], [18]; el balanceo inicial, el balanceo medio y el balanceo final. A continuación, se describe cada una de ellas: 1. Balanceo inicial: Inicia justo después que los dedos del pie despegan el piso y termina en el momento cuando la rodilla se encuentra en máxima flexión. 2. Balanceo medio: La rodilla comienza a extenderse, mientras que el pie se desplaza por el aire. Esta fase termina cuando la tibia, de la extremidad en balanceo, esta en una posición completamente perpendicular al suelo. 3. Balanceo final: Con la tibia en posición en posición vertical, la rodilla continua extendiéndose hasta completar la máxima extensión. En ese momento, la extremidad se prepara para el contacto inicial y recibir el peso corporal.. Fig. 3.3 Periodo de balanceo de la marcha. Dentro el ciclo de la marcha se puede cuantificar ciertos parámetros temporales y espaciales, los cuales permiten la descripción básica de una marcha. Es estos datos lo que permiten encontrar diferencias entre una marcha no patológica y patológica[17], [19]. Dentro de los parámetros espaciales se encuentran[20]: . Longitud de zancada (Fig. 3.4): Distancia lineal entre los dos puntos de contacto del pie durante un ciclo de marcha completo. . Longitud de paso (Fig. 3.4): Distancia lineal entre el contacto inicial del pie ipsilateral y contacto inicial del pie contralateral. 10.

(22) . Ancho de paso (Fig. 3.5-a): También conocido como la base de sustentación, es la distancia que existe entre los dos talones.. . Angulo de paso (Fig. 3.5-b): Orientación del pie durante la fase de sustentación.. Fig. 3.4 Longitud de zancada y paso corto[17]. a). b). Fig. 3.5 a) Base de sustentación b) Orientación del paso[17]. 11.

(23) En los parámetros temporales se encuentran[20]: . Tiempo de zancada: Tiempo transcurrido desde el primer contacto inicial del pie hasta el segundo contacto inicial del mismo pie, es decir el ciclo de marcha.. . Tiempo de paso: Tiempo transcurrido entre el punto de contacto inicial del pie ipsilateral y el punto de contacto inicial del pie contralateral.. . Tiempo de apoyo sencillo: Lapso durante el cual el peso corporal esta apoyado sobre un solo miembro.. . Tiempo de apoyo doble: Tiempo durante el cual peso corporal esta apoyado en los dos miembros inferiores. . Tiempo de soporte: Intervalo de tiempo en el cual el pie ipsilateral realiza el contacto inicial y el despegue de los dedos.. . Tiempo de balanceo: Intervalo de tiempo transcurrido desde el despegue de los dedos del pie hasta el contacto inicial del talón.. La combinación entre variables espaciales y temporales resultan parámetros como: . Velocidad de marcha: Es la relación entre la longitud de zancada y tiempo de zancada.. Velocidad . . lzancada  m    tzancada  s . Cadencia: Es el numero de pasos dado en un tiempo determinado.. Cadencia . . (0.1). Pasos Tiempo. (0.2). Velocidad media: Es el producto de la cadencia por la velocidad de marcha.. m Vmedia  cadencia  lzancada   s 12. (0.3).

(24) 3.1.1 Cinemática de la marcha En la cinemática de la marcha, el objeto de estudio es la dinámica de las articulaciones (Cadera, rodilla y tobillo) durante la marcha. El movimiento de las articulaciones puede ser estudiado desde los tres planos anatómicos; el plano sagital, plano transversal y el plano coronal. En la tabla 1, tabla 2 y tabla 3; está el comportamiento de cada articulación en el plano sagital, plano donde se dan los movimientos más relevantes[21]. Cadera Contacto inicial: La cadera esta flexionada cerca de 30.. Respuesta a la carga: La cadera permanece alrededor de los 30°. A pesar que al final de la fase puede haber una pequeñísima extensión.. Apoyo medio: En todo el apoyo medio, la cadera extiende hacia una posición neutral, logrando una flexión de cerca de 5°.. 13.

(25) Estancia final: La extensión continua, de una posición neutral a una posición de 10° en extensión.. Pre-balanceo: Inversión de dirección, de manera que la cadera queda en posición neutra.. Balanceo inicial: Rápida flexión alrededor de los 25°.. Balanceo medio: La flexión decrece, entonces para al final de la fase, en una posición de alrededor de 35°.. 14.

(26) Balanceo final: En un primer momento la cadera permanece constante, entonces ligeramente extiende alrededor de 30°.. Tabla 1 Cinemática angular de la cadera durante las fases de la marcha Rodilla Contacto inicial: En el contacto inicial la rodilla esta flexionada alrededor de 5°. La flexión de la rodilla ya esta en marcha.. Respuesta a la carga: La rodilla continua flexionando, alcanzando una posición cercana de 20°, cerca de su pico de flexión.. 15.

(27) Apoyo medio: Muy temprano en el apoyo medio, la flexión cesa y la rodilla comienza a extender. Así durante el apoyo medio la rodilla esta mayormente extendida, alcanzando una posición alrededor de 8° de flexión, para un total de excursión de alrededor de 12°.. Estancia final: Primero, la rodilla continua extendiendo, alcanzando alrededor de 5° de flexión, entonces el movimiento es reversado y la rodilla comienza a flexionar, alrededor de 12° de flexión.. Pre-balanceo: Rápida flexión alrededor de 40° de flexión.. Balanceo inicial: Durante la mayor parte la rodilla continua flexionando, alcanzando un pico de alrededor de 60°. Entonces el movimiento es reversado y la rodilla comienza a extender, de tal manera que en el final de la fase, 55° de flexión han sido logrados.. 16.

(28) Balanceo medio: Rápida extensión a una posición alrededor de 20° de flexión.. Balanceo final: Durante la mayor parte de esta fase la rodilla continua extendiéndose, alcanzando o casi alcanzando la posición neutral. Entonces el movimiento es reversado y la rodilla comienza a flexionar, de modo que en el fin del balanceo final una posición de 5° de flexión ha sido lograda.. Tabla 2 Cinemática angular de la rodilla durante las fases de la marcha Tobillo Contacto inicial: Idealmente el tobillo esta neutral en el contacto inicial. Esto también coloca el vector GRF detrás del tobillo, creando un momento de plantar-flexión.. 17.

(29) Respuesta a la carga: El tobillo comienza esta fase en posición neutral, plantarflexiona rápidamente alrededor de 8°. Entonces reversa este movimiento y dorsiflexiona de modo que en final de la respuesta a la carga el tobillo termina en posición neutral.. Apoyo medio: En todo el apoyo medio el tobillo esta constantemente en dorsiflexion alrededor de 10°.. Estancia final: El talón comienza a levantarse, pero inicialmente el tobillo continúa en dorsiflexion, alcanzando un pico de alrededor de 12°. Eventualmente este movimiento cesa y en entonces justo antes del pre-balanceo el tobillo comienza a dorsiflexionar, alcanzando alrededor de 10° al terminar la fase de estancia final.. Pre-balanceo: Una rápida plantarflexión ocurre, de 10° de dorsiflexion a 20° de plantarflexión.. 18.

(30) Balanceo inicial: Inicialmente puede haber una ligera plantarflexión, pero casi inmediatamente el tobillo comienza a dorsiflexionar, con el fin de despejar los dedos durante el balanceo, alrededor de 10° de plantarflexión.. Balanceo medio: La dorsiflexion es completada y el tobillo alcanza una posición neutral.. Balanceo final: El tobillo permanece neutral.. Tabla 3 Cinemática angular del tobillo durante las fases de la marcha Los movimientos no-sagitales de la cadera, rodilla y tobillo son menos estudiados per no menos importantes. En primer lugar, la cadera tiene dos movimientos; uno de aducción/abducción y rotación interna/rotación externa. La cadera rota de manera monótona en un rango de 8 , asemejándose al comportamiento de un onda sinusoidal; el valor pico positivo se presenta en la fase de prebalanceo y el valor pico negativo se presenta hacia el final de la respuesta a la carga[21]. Los movimientos de aducción y abducción parten de una posición neutral abarcando un rango de 7 . La pelvis sufre una caída controlada sobre el lado contralateral, lo que lleva a la cadera ipsilateral a aducir. En el apoyo medio la cadera abduce regresando a un posición neutral y así permanece durante la estancia final hasta el 19.

(31) inicio del prebalanceo. Justo después de esto, en un movimiento rápido de abducción, la extremidad es descargada del peso corporal[21]. En la articulación subtalar del tobillo varía 5 desde una posición neutral de manera motona. En la respuesta a la carga existe una rápida eversión pero se mantiene así hasta el apoyo medio. Durante la fase de prebalanceo existe un pico de inversión subtalar, y cuando los dedos del pie están apunto de despegar, decrece suavemente. Por ultimo, cabe destacar los movimientos pélvicos durante el ciclo de marcha. En el plano sagital, la pelvis ofrece un movimiento parecido a los movimientos de las extremidades inferiores; logrando así un patrón bifásico, con una excursión posicional de 4 . En el plano coronal, la pelvis tienen un movimiento análogo al de aducción/ abducción de la cadera; la orientación angular de la pelvis, en el plano coronal, es de 4 partiendo de una posición neutral. Por ultimo, en el plano transversal, la rotación de la pelvis es simétrica; la primera mitad del ciclo de marcha rota externamente y la segunda mitad rota internamente, logrando 10 de excusión partiendo de una posición neutral.. 3.1.2 Cinética de la marcha Hasta el momento se ha detallado la marcha humana desde el movimiento sin tener en cuenta las fuerzas involucradas. Las técnicas actuales para medir estas fuerzas son de naturaleza invasiva y extremadamente limitadas. Una alternativa es este problema es la dinámica inversa. Con datos cinemáticos correctos, información antropométrica correcta y las fuerzas externas involucradas, es posible calcular las fuerzas de reacción y los momentos musculares para cada articulación[22]. En la acción de caminar existen dos tipos de fuerzas involucradas; la fuerzas intrínsecas y extrínsecas. Las fuerzas intrínsecas son el resultado de las contracciones musculares, el roce de musculo-articular y la deformación de tejidos blandos. Las fuerzas extrínsecas son las que se mencionan a continuación[23]: . . Interacción gravitacional: La gravedad es la interacción que ejerce el planeta sobre el cuerpo humano y es las responsable de que siempre estemos sujetos al piso. Esta siempre actúa sobre un punto en específico conocido como el centro de gravedad. Energía cinética: Es la resultante de los cambios de energía potencial a energía cinética y viceversa. La continua oscilación del centro de gravedad, durante la marcha, produce este intercambio entre energía potencial y cinética. Sin embargo, como la transferencia energética no es ideal, existe un costo energético.. 20.

(32) . Fuerza de reacción del suelo: Es una fuerza compuesta por tres componentes; una vertical y dos laterales. La fuerza de mayor magnitud es la vertical, la cual es el resultado de la aceleración vertical del cuerpo. Las otras dos son conocidas como fuerzas de cizallamiento [22], [24].. En la tabla 4 se encuentra una descripción rápida de la cinética de la cadera, rodilla y tobillo durante el ciclo de marcha.. Cadera, rodilla y tobillo Contacto inicial: La actividad muscular esta básicamente en preparación para la respuesta a la carga. Existe una confusión con respecto al vector GRF, principalmente se encuentra ubicado anteriormente de la rodilla, así creando un momento de extensión. Sin embargo el contacto inicial es evento momentáneo y casi inmediatamente el vector GRF se coloca posterior a la rodilla.. Respuesta a la carga: Los extensores de cadera están activos. El GRF se mueve posterior a la rodilla, así generando una contracción fuerte extensora en la rodilla. En el tobillo, la mayor de parte de la actividad esta dorsiflexion, pero como el GRF se mueva anteriormente de la articulación, hay actividad en los músculos plantiflexores.. Apoyo medio: En la cadera no existe mucha actividad en el plano sagital. Hay un poco de actividad en el plano frontal. En la rodilla puede haber algo de actividad temprana en los isquiotibiales. En el tobillo hay actividad excéntrica en los plantiflexores.. 21.

(33) Estancia final: En la cadera el GRF se puede posterior a esta, creando un momento de extensión. En la rodilla hay actividad flexora inicial. En el tobillo hay actividad plantiflexora. Pre-balanceo: En la cadera hay actividad flexora. En la rodilla hay actividad en el recto femoral, en otro caso hay poca actividad. En el tobillo hay actividad plantiflexora, pero cae rápidamente tan pronto se libera del peso. Balanceo inicial: En la cadera hay actividad flexora. En la rodilla hay algo de actividad en el bíceps femoral, en otro caso no mucha. En el tobillo hay actividad dorsiflexora.. Balanceo medio: En la cadera hay actividad flexora (sigue el balanceo), entonces los músculos extensores desacelera el miembro oscilante. En la rodilla hay un poco de actividad flexora (oposición a la extensión). En el tobillo hay actividad dorsiflexora para limpiar el camino de los dedos.. 22.

(34) Balanceo final: En la cadera se incrementa la actividad extensora. En la rodilla en el comienzo la actividad es flexora. En el tobillo incrementa la actividad dorsiflexora en el final de la fase, probablemente en preparación para un gran momento de plantarflexión.. Tabla 4 Cinética de la cadera, rodilla y tobillo durante la marcha.. 3.1.3 Determinantes de la marcha Los determinantes de la marcha son 5 características que están relacionadas directamente con una marcha patológica y con la eficiencia energética de la marcha normal. Normalmente el centro de gravedad del cuerpo sigue una trayectoria de una sinusoidal suave durante el ciclo de marcha, tanto en el plano sagital como en el transversal. Este movimiento esta fuertemente con el costo energético de la marcha por lo cuerpo siempre tratara de que la excursión de este sea mínima. Para ello se han establecido una serie características fundamentales que permiten establecer una anormalidad si alguna de estas falla[25]. Los determinantes de la marcha son: . Inclinación pélvica La pelvis bascula hacia el miembro oscilante, alrededor de 5°. De este modo, las oscilaciones verticales debidas al arco de flexo extensión de la pierna de apoyo se reducen, en la medida que lo hace la altura de la articulación lumbosacra, centrada en la pelvis. Evidentemente, este mecanismo resultaría inviable si no fuera acompañado de un acortamiento de la longitud efectiva del miembro oscilante pues, de lo contrario, éste impactaría contra el suelo. La solución adoptada por la especie humana consiste en flexionar la rodilla y dorsiflexar el tobillo, para realizar la oscilación sin colisionar con el suelo.. . Flexión de la rodilla en el apoyo medio Al contacto de talón, la rodilla se encuentra extendida, luego se produce una flexión de unos 15° aproximadamente y finalmente un extensión de 0 a 10° aprox. , todo esto finalmente reduce la oscilación vertical de la cadera en su movimiento de flexo extensión, acortando la longitud de la pierna.. 23.

(35) . Interacciones de rodilla, tobillo y pie Antes de producirse el contacto del talón con el suelo, la rodilla se encuentra extendida y el tobillo se encuentra en una posición neutra, al ocurrir el contacto de talón se produce una flexión plantar y una proyección para el apoyo medio hasta la punta de los dedos, luego ocurre una dorsiflexion relativa (cuando se está en el despegue de los dedos) y finalmente se produce la fase impulsiva. Todo esto mas una secuencia adecuada de activaciones musculares contribuyen a suavizar la trayectoria del centro de masa. El contacto mediante el talón representa un alargamiento efectivo del miembro en un instante en que la altura de la cadera es mínima, debido a la flexión de la misma. De modo análogo, el despegue mediante el antepié incrementa también la longitud de la pierna, en un momento en que la altura de la cadera está disminuyendo, paliando su descenso. Las acciones del tibial anterior, en el primer caso, y del tríceps sural, en el segundo, suavizan el movimiento.. . Rotación pélvica El movimiento de flexo extensión de la cadera, con el tronco erguido y la rodilla extendida, además de desplazar el tronco hacia adelante, induce un cambio en la altura de la pelvis, cuanto mayor es el ángulo de flexo extensión, mayor es el cambio de altura. Cuando se produce la rotación de la pelvis, la cadera se adelanta al mismo tiempo que se produce la flexión, y se retrasa en la extensión, introduce un desplazamiento adicional hacia adelante. Esto permite alargar el paso sin aumentar la caída del centro de gravedad, una menor oscilación vertical del tronco, al tiempo que suaviza la trayectoria del centro de masas, reduciendo así la dureza del impacto con el suelo. Esta rotación es de, aproximadamente, 4° en relación a cada cabeza femoral.. . Desplazamiento lateral de la pelvis Un genu valgo (4°a 12°), en combinación con la correspondiente aducción de la cadera, permite reducir la anchura del paso y, en consecuencia, la excursión lateral de la pelvis, manteniendo la tibia vertical; permitiendo que el centro de gravedad recorra una menor distancia hacia el miembro en apoyo, ya que el cuerpo utiliza el eje longitudinal de la pierna para que el centro de gravedad se meta hacia el talón. La amplitud normal de este movimiento lateral de la pelvis es de 2 cm a 2.5 cm, hacia cada lado.. 24.

(36) 3.2 Amputación de miembros inferiores 3.2.1 La amputación y sus causas La amputación se define como la pérdida parcial o total de alguna de las extremidades del cuerpo. Básicamente, esta perdida tiene dos posibles orígenes; uno es el origen orgánico y el otro es el traumático. Las amputaciones de origen traumático son producidas por una lesión irreversible resultado de un trauma, como por ejemplo un accidente de transito, un evento terrorista o una catástrofe natural. Las de origen orgánico son el desenlace de alguna enfermedad como la diabetes, el cáncer o malformación congénita[26]. 3.2.2 Niveles de amputación de las extremidades El nivel de amputación se clasifica según las articulaciones afectadas, ya que de esto definirá la potencia entregada por el miembro amputado. El objetivo general, en el momento de la amputación, es preservar la mayor parte de la extremidad sin que se pierda la funcionalidad de la misma. De tal modo que el segmento restante ubicado después de la articulación (muñón) sea capaz de realizar el efecto palanca[27]. Los niveles de amputación (Fig. 3.6) en extremidad inferior son[28]:       . Desarticulación de cadera Amputación transfemoral Desarticulación de la rodilla Amputación transtibial Amputación transmaeolar Amputación tarsometatarsiana Amputación transmetarsiana.. 25.

(37) Fig. 3.6 Niveles de amputación[28]. Fig. 3.7 Estructura de una prótesis transtibial[29]. 26.

(38) 3.3 Prótesis transtibial Una vez el paciente ha terminado el postoperatorio, el paso siguiente es el retorno a las actividades normales. La asignación de una prótesis definitiva no se hace de manera inmediata. El paciente debe pasar un proceso de rehabilitación, entrenamiento y adaptación; en este proceso influye la edad y estado general de salud. Una vez superado lo anterior, el paciente estará listo para utilizar una prótesis definitiva. En el caso de los amputados transtibiales, las prótesis (Fig. 3.7) definitivas (incluidas las intermedias) están compuestas por un encaje, pierna, un sistema de suspensión y un pie [29], [30]. A continuación una descripción de cada una de estas partes: . Pie: El motivos principal de este es reemplazar la función anatómica del pie y el tobillo. . Pierna: Puede ser endoesquelética o exoesquelética, y su principal función es transmitir la fuerza de la pierna al pie. La de tipo exoesquelética es una estructura hueca, siendo las paredes su mecanismo de transmisión de fuerza. La endoesquelética es un tubo macizo que conecta el pie con la pierna amputada.. . Encaje: Esta estructura es la encargada de transmitir la fuerza producida por el miembro amputado al resto de la prótesis. . Sistema de suspensión: Este parte se ocupa de sujetar la prótesis al muñón, brindar estabilidad lateral y evita la hiperextensión de la rodilla.. 3.3.1 Tipos de pie protésico Como se dijo anteriormente, el pie protésico debe cumplir la función anatómica del pie y el tobillo. En función de ello, el pie protésico debe proveer las siguientes características[30]: 1. Simulación de la articulación: En el tobillo, la unión subtalar y talocrural le permite al pie hacer movimientos de dorsiflexion, plantarflexión, eversión e inversión. En el pie, la articulación del quinto metatarsiano le permite a la superficie rodar suavemente sobre el piso. El pie protésico debe ser capaz de emular dichos movimientos, ya que influyen directamente en el consumo de energía.. 27.

(39) 2. Absorción de choque: El pie protésico debe ser capaz de absorber el impacto durante la respuesta a la carga sin transmitir demasiada fuerza al resto de la prótesis. 3. Base de soporte estable: La estructura del pie debe ser apto para soportar el peso del cuerpo durante la fase de estancia. 4. Simulación muscular: El pie debe substituir la estabilidad en la fase de apoyo, que era proporcionada por la actividad muscular. Adema, de proveer, en cierto modo, los movimientos de dorsiflexion y plantarflexión. 5. Cosmética: La estética del pie es un aspecto que no se debe pasar por alto. Considerando lo anteriormente expuesto, existen varios tipos de tipos de pie protésico. En la siguiente tabla están los mas destacados[31]. Tipo de pie. Descripción SACH La articulación del tobillo esta fija. Contiene un talón amortiguador para absorber el impacto. Posee una quilla recubierta de un material blando que absorbe las fuerzas de reacción del piso y amortigua el impacto. SINGLE-AXIS Cuenta con una bisagra que provee los movimientos de flexión dorsal y flexión plantar. Dispone de unos cojines, los cuales absorben el choque contra el suelo. MULTI-AXIS Este pie posee una articulación que permite un movimiento en los tres planos. Es ideal para caminar en terrenos irregulares. También posee cojines para absorber el impacto contra el suelo. 28.

(40) PIE DE ALTO RENDIMIENTO Elimina todo tipo de conexión móvil entre el pie y el encaje. Permite e movimiento en los tres planos. Además, el material que la constituye permite la absorción del impacto contra el suelo.. PIE BIONICO Permite el movimiento los tres planos. sofisticado sistema control reacciona ante cambios de terreno.. en Un de los. Tabla 5 Tipos de pie protésico.. 3.3.2 Desviaciones de la marcha transtibial Existen ciertas variaciones que afectan el desempeño de la marcha del amputado transtibial. Para identificar el motivo de estas desviaciones se necesita conocer acerca de la alineación y adaptación de la prótesis, la biomecánica de la marcha y locomoción de la marcha normal. Las variaciones de la marcha protésica se pueden clasificar según el instante en que se encuentre el ciclo de marcha; las hay en la fase de contacto inicial-apoyo medio, el apoyo medio y entre el apoyo medioprebalanceo [32].. 3.3.2.1 Desviaciones entre el contacto inicial y el apoyo medio I.. Excesiva flexión de la rodilla:. La rodilla del amputado tiende a flexionar más de los 20° (Fig. 3.8) por cualquiera de las siguientes razones[32]:. 29.

(41) a) Excesiva flexión dorsal del pie o excesiva inclinación del encaje La inclinación mas allá de los 5° del encaje o excesiva flexión dorsal pie, obliga al amputado a flexionar más de la cuenta para lograr que el pie haga contacto completo con el suelo. b) Excesiva dureza del cojín que limita la articulación Si la cuña de la articulación esta demasiada dura, la rodilla del amputado tendera a flexionar mas de la cuenta para que la superficie del pie alcance el suelo. c) Excesivo desplazamiento anterior del encaje Si el pie se encuentra por detrás del eje de acción de la fuerza vertical, se genera un momento que obligara de manera excesiva a flexionar la rodilla del miembro amputado. A parte de esto se genera una presión incomoda en la patela de la rodilla. d) Contractura en la flexión La mala postura de la suspensión podría limitar la extensión total de la rodilla.. Fig. 3.8 Flexión excesiva de rodilla[33]. II.. Insuficiencia o ausencia de flexión de rodilla La rodilla puede presentar poca o nula extensión (Fig. 3.9) por alguna de las siguientes causas: a) Excesiva plantarflexión del pie El contacto inicial del pie se realiza antes de lo previsto, lo que limita la flexión de la rodilla después del talón de apoyo. 30.

(42) b) Cojín de la articulación excesivamente blando En el instante que el talón toca el suelo, el pie realiza flexión plantar de manera brusca; lo que en ingles se conoce como ‘foot slap’. c) Desplazamiento posterior del encaje Si el pie se encuentra posterior a la línea de acción de la fuerza vertical, la prótesis tendera a moverse a hacia atrás y la rodilla se forzada a extender cuan do debería flexionar. Otro efecto será las molestias anterodistales referidas por amputado. d) Molestia anterodistal del muñón La presión en la zona anterior del muñón aumenta cuando el cuádriceps entra en acción en el momento de frenar la actividad flexora de la rodilla. Si existe alguna molestia en la zona mencionada, el amputado tendera a extender la rodilla en vez de flexionar e) Debilidad en el cuádriceps Si no hay suficiente fuerza en el cuádriceps, el amputado tendera hacer los mismos movimientos como cuando hay molestia anterodistal.. Fig. 3.9 Insuficiente flexión de rodilla [33] 3.3.2.2 Desviaciones en el apoyo medio I.. Excesiva inclinación lateral de la prótesis No es extraño que la prótesis tenga una leve inclinación lateral, pero si es excesiva (Fig. 3.10), el amputado referirá molestias mediales distales de la rodilla y aumentara el riesgo de daño en los ligamentos de la rodilla. Esto puede originarse por alguna de las siguientes causas[32]: a) Colocación del pie en medial excesiva Si el pie esta en una posición demasiado medial de la línea de acción de la fuerza vertical, cuando el miembro inferior este soportando todo el peso, el encaje tendera a rotar alrededor del muñón. 31.

(43) b) Encaje en abducción Si el encaje esta en posición excesiva de abducción, la presión en el borde medial del encaje aumentara en demasía.. Fig. 3.10 Pie en posición medial excesiva [32] 3.3.2.3 Desviaciones entre el apoyo medio y el prebalanceo I.. Flexión prematura de rodilla Cuando el talón se levanta después de la fase de apoyo medio, la rodilla comenzara a flexionar y el peso del cuerpo se trasladara a los dedos del pie. Si el peso del cuerpo se traslada antes de tiempo sobre las articulaciones metatarsofalángicas, la rodilla flexionara antes de tiempo por la falta de apoyo. Esto puede ser consecuencia por alguno de los siguientes motivos[32]: a) Excesivo desplazamiento anterior del encaje sobre el pie Si el encaje esta demasiado anterior, la línea de fuerza vertical para por la parte mas anterior del pie; apresurando el traslado del peso del cuerpo sobre los dedos y por lo tanto adelanta la flexión de la rodilla. b) Desplazamiento anterior de la articulación del antepié. c) Excesiva flexión dorsal del pie d) Cojín muy blando de dorsiflexion. Todas las situaciones reducen el recorrido del centro de gravedad sobre el pie. Entre mas corto sea el recorrido la flexión prematura será mas abrupta.. 32.

(44) Fig. 3.11 Flexión prematura de la rodilla[33] II.. Flexión retardada de rodilla Contrario al descrito antes, si la distancia que recorre el peso del cuerpo sobre el pie es mas larga, la rodilla permanecerá en extensión durante la fase de prebalanceo como se precisa en la figura 3.12. Esta situación se puede deber a alguna de las siguientes razones: a) Excesivo desplazamiento posterior del encaje sobre el pie b) Desplazamiento anterior de la articulación del antepié o del talón c) Excesiva flexión plantar del pie o excesiva inclinación hacia atrás del encaje d) Cojín de dorsiflexion dura. Fig. 3.12 Flexión retardada de la rodilla[33]. 33.

(45) 4 RESULTADOS 4.1 Marcha normal 4.1.1 Trayectorias Las siguientes graficas son las trayectorias angulares estandarizadas obtenidas con la ayuda de Labview. Se puede observar que la graficas la gran mayoría se ajusta a las encontradas en la literatura. Las trayectorias de la cadera en plano transversal de la cadera son las únicas que difieren dado que no se encontró ningún patrón estándar con el cual el se pudieran comparar de manera visual.. Fig. 4.1 Trayectorias angulares de la cadera en el plano sagital. Fig. 4.2 Trayectorias angulares de la caderas izquierda y derecha el plano transversal. 34.

(46) Fig. 4. Trayectorias angulares de las caderas izquierda y derecha el plano frontal.. Fig. 4.3 Trayectorias angulares de las rodillas izquierda y derecha el plano sagital.. 35.

(47) Fig. 4.4 Trayectorias angulares de las tobillos izquierda y derecha el plano sagital.. Fig. 4.5 Trayectorias angulares de las rodillas izquierda y derecha el plano frontal.. 36.