Control de prótesis pie-tobillo para la marcha humana normal durante la fase de apoyo

INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA

SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN

CONTROL DE PRÓTESIS PIE-TOBILLO PARA

LA MARCHA HUMANA NORMAL DURANTE

LA FASE DE APOYO

TESIS

QUE PARA OBTENER EL GRADO DE

MAESTRO EN CIENCIAS

EN INGENIERÍA MECÁNICA

PRESENTA:

ING. THALIA DAFFNE HERNÁNDEZ DUARTE

DIRECTORES DE TESIS:

DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA SOSA

DR. JESÚS ALBERTO MEDA CAMPAÑA

A Dios

Por permitirme llegar hasta esta instancia de mi vida, asi como haberme concedido el privilegio de lograr una meta más, además de su infinita bondad y amor.

A mis Padres

Raúl Hernández Rodríguez y Ma. Angélica Duarte Mendoza, quienes amo profundamente, por darme la vida, por sus consejos, su apoyo incondicional y por todo el amor que día a día me brindan.

A mis Hermanos

Tania y Rodrigo, por brindarme siempre su amor, su apoyo y comprensión incondicional y por todo lo que compartimos para ser mejores personas.

A mi Fiel Amigo

José Alvillar Olivan, por ser mi compañero fiel, por los consejos y el apoyo brindado, y por el amor de todos los días.

A mis amigos

Susana, Héctor, Arafat, Que son los hermanos que he elegido y quienes me han ayudado en mi desarrollo profesional.

A mis Directores de Tesis

Al Dr. Guillermo Urriolagoitia Sosa

Por las enseñanzas, los consejos, la confianza y la oportunidad de cumplir esta meta e impulsarme para continuar en la investigación e iniciar un nuevo sueño.

Al Dr. Jesús Alberto Meda Campaña

Por permitirme ser parte de su grande institución y brindarme una educación de calidad.

Al CONACyT

Resumen

El ser humano a los largo del tiempo ha tratado de comprender los cambios que suceden a su alrededor, por lo mismo los cambios que existen sobre su propio ser, comenzando por los cambios que podrían ser naturales a su propio punto de vista, pero que son afecciones producidas por su contorno o por su misma perspectiva de los eventos, así mismo, algunas circunstancias por las cuales él ha tenido que perder alguna parte de su propio cuerpo quedando incompleto, de manera que no pueda seguir con sus actividades, gracias a su ingenio se las ha arreglado para compensar, con ayuda de ornamentas que serán parte del remplazo del miembro perdido. Esto dirige al estudio de esos instrumentos que han sido de apoyo para el mismo hombre. En este trabajo se presenta el método de regulación difusa, para el seguimiento de referencia, dirigido a un sistema protésico de pie-tobillo, con el fin de asimilar la marcha humana durante la fase de apoyo

En el capítulo I se presenta la evolución en los sistemas protésicos a lo largo del tiempo, comenzando por los rudimentarios, con el fin del reemplazo de la extremidad, en algunos de los casos con fines estéticos, llevándolos a una evaluación para los cuales eran necesario modificaciones que pudieran auxiliar a la persona con sus actividades cotidianas, y haciéndolas más ergonómicas, así como la implementación de nuevas tecnologías, concluyendo con los modelos que ocupan el mercado actualmente, de la misma manera la elección del modelo protésico a utilizar.

Capítulo II se muestra el análisis de la marcha, las fases por las cuales está compuesta, así como las características de ella. Las patologías que pueden afectarla al efectuar dicha actividad, de igual manera se presentan la bases por las cuales está regido el método de regulación difusa y su base teórica, de modo que dirige a la selección de un modelo adecuado para la aplicación del método anteriormente mencionado.

de la prótesis que ha sido elegida, donde posteriormente es aplicado el método descrito en esta sección.

Abstract

The human being over the years has tried to understand the changes that happens around them, therefore changes on their own being, starting with the changes that might be natural to his own point of view, but that are produced by his outline or by his own perception of the events, also

circumstances for which he has lost parts of his body being incomplete o he won’t be able to

continue with his normal activities, thanks to his inventiveness he has compensate, using instruments that will be part of the replacement of the missing limb. This leads to the study of these instruments that have been of support to the man. This paper presents fuzzy control as a method for the reference track, led to a system of foot-ankle prosthesis, in order to assimilate the human march during the stance phase.

Chapter I presents the evolution of prosthetic systems along the time, beginning with the rudimentary, to achieve a correct limb replacement, in some cases for aesthetic purposes, leading to an evaluation which modifications were necessary to could assist a person with their daily activities, and making them more ergonomic, as well as the implementation of new technologies, concluding with models that currently occupy the market, like the choice of prosthetic model used.

Chapter II how the march’ analy i , the pha e which compo ed it, a well a the

characteristics of it also presents the pathologies that can affect this activity. Also this paper presents the basis which fuzzy control method is ruled and its theoretical basis, so that leads to the selection of a suitable model for implementing the method previously mentioned.

Índice General

Resumen I

Abstract III

Índice General V

Índice de Figuras VIII

Índice de Tablas X

Nomenclatura XI

Objetivo XIV

Justificación XV

Introducción XVI

I.- Estado del Arte 1

I.1.-Introducción 2

I.2.- Antecedentes históricos generales 3

I.3.- Trabajos realizados en Sección de Estudios de Posgrado e Investigación sobre Biomecánica

9

I.4.- Clasificación de los pies de respuesta dinámica 15

I.5.- Prótesis robóticas de miembro inferior 19

I.6.- Planteamiento del problema 22

I.7.- Sumario 22

I.8.- Referencias 23

II.- Marco Teórico 26

II.1.-Introducción 27

II.2.-Marcha humana 27

II.2.1.- Antecedentes del análisis de la marcha 27

II.2.2.- Factores que influyen en el análisis de la marcha 28

II.2.2.1.- Factores transitorios 28

II.2.2.2.- Factores permanentes 29

II.2.3.- Ciclo de la marcha 30

II.2.4.- Fases del ciclo de la marcha 31

II.2.5.- Biomecánica del tobillo durante la marcha 33

II.2.7.- Cinética 38

II.3.- Sistemas difusos 39

II.3.1.- Lógica difusa 39

II.3.1.1.- Conjuntos clásicos 39

II.3.1.2.- Conjuntos difusos 40

II.3.2.- Funciones de membresía o de pertenencia 41

II.3.3.- Control difuso 43

II.3.4.- Tipos de sistemas difusos 45

II.3.4.1.- Sistemas difusos de tipo Mamdani 46

II.3.4.2.- Sistemas difusos de tipo Takagi-Sugeno 46

II.3.5.- Operadores sobre conjuntos difusos 47

II.3.6.- Regla SI-ENTONCES (IF-THEN) 48

II.4.- Selección de prótesis 49

II.5.- Sumario 50

II.6.- Referencias 50

III.-Trayectoria de Pie-Tobillo 53

III.1.- Introducción 54

III.2.-Sub fases en la fase de apoyo de la marcha humana 54

III.3.- Modelado cinemático 58

III.4.- Cuerpo rígido y movimiento rígido 61

III.5.- Cinemática directa 65

III.6.- Transformación inversa 65

III.7.- Obtención de las ecuaciones 66

III.8.-Solución de variables 68

III.9.- Sumario 70

III.10.- Referencias 70

IV.-Modelado Dinámico Prótesis Pie-Tobillo 71

IV.1.- Introducción 72

IV.2.-Teoria de regulación difusa 72

IV.2.1.- Teoría de regulación 73

IV.2.2.1.- Regulación con retroalimentación de estado 77

IV.2.2.2.- Regulación con retroalimentación del error 81

IV.2.3.- Teoría de regulación no lineal 84

IV.2.3.1.- Regulación con retroalimentación de estado 85

IV.2.3.2.- Regulación con retroalimentación de error 88

IV.3.- Modelo dinámico 89

IV.4.-Sumario 95

IV.5.-Referencias 95

V.-Aplicación al Modelo Protésico 96

V.1.-Introducción 97

V.2.-Formulacion de problema 97

V.3.- Aplicación del método al modelo protésico 102

V.4.- Estado estacionario de error cero 110

V.5.-Sumario 116

V.6.-Referencias 116

Conclusiones 118

Trabajo futuro 121

Índice de Figuras

Capítulo I

I.1.-Evolucion protésica 2

I.2.- Estudio sobre marcha realizado por Aristóteles 2

I.3.- Pierna de Hierro de Queen Vishpla en el Rig-Veda 3

I.4.- Desarrollos protésicos egipcios 4

I.5.-Animalium motivus 5

I.6.- Prótesis de pierna desarrollada por Pieter Andriannzoom Vernduyn 5

I.7.- Prótesis de articulación y corsé 6

I.8.- Pierna de Anglesey 6

I.9.- Pierna Selphe 7

I.10.- Pierna de Douglas Bly 7

I.11.- Prótesis por debajo de la rodilla de Ysidro 9

I.12.- Pie Carbon Copy II 17

I.13.- Pie College Park True Step Foot 18

I.14.- Power Knee 19

I.15.- Proprio Foot 20

I.16.- Powered Ankle-Foot por Samuel Au., Herr Hugh 21

Capítulo II

II.1.- Marcha Humana 31

II.2.- Biomecánica de tobillo en el plano sagital a cadencia libre, a) Posición, b) Torque articular, c) Potencia articular

35

II.3.- Intervalo I, en fase de contacto inicial a la fase de apoyo medio 36

II.4.- Intervalo II, fase de apoyo medio a fase previa de oscilación 37

II.5.- Intervalo III, fase de balanceo 37

II.6.- Descripción de un conjunto difuso 41

II.7.- Función triangular de membresía 42

II.8.- Función trapezoidal de membresía 42

II.9.- Función gaussiana de membresía 43

II.10.- Esquema general del control difuso 44

Capítulo III

III.1.- Fase y sub-fases del ciclo de marcha humana 54

III.2.- Obtención de modelo dinámico 56

III.3.- Ciclo de marcha 57

III.4.- Ángulos de tobillo, obtenidos de OpenSim 57

III.5.- Posición de punto P de una articulación global 59

III.6.- Modelado de pierna 62

Capítulo IV

IV.1.- Esquema general de teoría de regulación 73

IV.2.-Señales de perturbación del sistema 75

IV.3.-Esquema de regulación difusa 76

IV.4.-Sistema de retroalimentación de estados 80

IV.5.-Regulación con retroalimentación de error 83

IV.6.-Diagramas a bloques de a) Rotación nominal, b) Traslación nominal 91

Capítulo V

V.1.-Funciones de membresía al controlador 103

V.2.- Respuesta de la planta con el regulador difuso no lineal sobre la articulación de tobillo

105

V.3.- Respuesta de la planta con el regulador difuso no lineal sobre la articulación de pie

105

V.4.- Error de seguimiento para el regulador difuso no lineal 106

V.5.- Salida del controlador para el regulador difuso no lineal 106

V.6.-Respuesta de la planta con el regulador difuso no lineal sobre la articulación de tobillo

108

V.7.-Respuesta de la planta con el regulador difuso no lineal sobre la articulación de pie 109

V.8.- Error del controlador para el regulador difuso no lineal 109

V.9.- Salida del controlador para el regulador difuso no lineal 110

V.10.- Estado con el controlador para el regulador difuso no lineal 110

V.11.- Estado con el controlador para el regulador difuso no lineal 111

V.12.- Estado con el controlador para el regulador difuso no lineal 111

Índice de Tablas

Capítulo I Capítulo II

II.1.- Intervalo I, movimiento de articulación 36

II.2.- Intervalo II, movimiento de articulación 36

II.3.- Intervalo III, movimiento de articulación 37

Capítulo III

III.1.- Características del sujeto de prueba 57

Capítulo IV

IV.1.-Caracteristicas de prótesis 89

IV.2.-Parametros del modelo protésico 94

Capítulo V

Nomenclatura

Matriz constante de

_{Matriz Inversa de}

Matriz transpuesta de Matriz constante de Matriz constante de Error de salida

Exponente

Matriz constante de

Función de de

Matriz constante de

Función de de

Matriz constante de

Función de de

Matriz de ganancia de retroalimentación Matriz constante de

Matriz de ganancias, a partir de y

Dimensión del sistema

Matriz de las entradas no manipulables Vector de perturbación

Matriz de distribución de la señal de referencia Dimensión del exosistema

Espacio de los números reales

Espacio vectorial de dimensión con componentes reales

_{Espacio vectorial de matrices de dimensión con elementos reales}

Matriz del sistema externo o exosistema

Sistema externo que genera las señales de perturbación y referencia

Tiempo de simulación

Vector de entradas de control

Control en estado estacionario

Vector de variables de estado

Mapeos

Vector de señales de salida

Vector de señales de referencia

Vector de estado estimados del sistema

Vector de dimensión

Derivada con respecto al tiempo

Derivada parcial

Pertenece a Existe Tiende a Tal que Para toda

Mínimo

Máximo

Igual Distinto de Idéntico Menor que Mayor que

Menor o igual que Mayor o igual que

Subíndice que indica que el sistema está en tiempo discreto Tiempo de muestreo

Funciones de membresía

Alfa (Parámetro) Theta (Parámetro) Beta (Parámetro)

Gamma (Entrada en estado estacionario)

Pi (Estado estacionario de error cero)

Gamma (Matriz discreta en funciones de membresía)

Objetivo

Los avances tecnológicos en el área protésica han sido significativos comenzando por las modificaciones mecánicas, llegando a los sistemas electrónicos para hacer de estos ergonómicos para el usuario, lo cual lleva a que en este trabajo se tiene como objetivo principal el evaluar el método de regulación difusa, dirigido a un modelo de prótesis de pie-tobillo, con la determinación del modelo matemático de dicha prótesis, para poder asimilar la marcha humana durante la fase de apoyo, a partir de la trayectoria obtenida de esta articulación, mediante una simulación en un programa computacional Matlab.

Derivados del objetivo general los siguientes objetivos particulares:

 La inquietud del hombre por saber más sobre el funcionamiento de su cuerpo y las

diferentes circunstancias en las cuales ha perdido partes del mismo, dirige a la recopilación sobre la evolución de los sistemas protésicos.

 En la búsqueda de respuestas sobre el funcionamiento del cuerpo humano se desarrolla el

área de Biomecánica, esto genera el análisis del ciclo de la marcha y las características de esta, por lo que de esta manera se hace referencia al desarrollo teórico de la lógica difusa, siendo esta el fundamento para la aplicación a una prótesis elegida.

 Sobre el estudio de la marcha se encuentran las diferentes fases en las cuales se lleva a

cabo, lo cual coloca a la descripción en la fase de apoyo para la formulación matemática para la misma, con el fin de la determinación de la trayectoria en la articulación.

 El análisis sobre la lógica difusa conlleva a la descripción del sistema dinámico

perteneciente a la prótesis elegida anteriormente y así obtener el espacio estados, siendo parte fundamental para el estudio realizado.

 A lo largo de la investigación se presenta la importancia del sistema cinemático y

Justificación

La discapacidad motriz se refiere a la pérdida o limitación de movimiento en una persona, desplazarse, caminar, mantener postura de todo el cuerpo o de una parte del mismo. Al año 2010 las personas que tienen algún tipo de discapacidad son 5, 739,270 en México. Lo que representa el 5.1% de la población total, donde el total de la población con discapacidad, 45% presenta limitación motriz, 26% visual, 16% auditiva, 16% mental, 5% lenguaje y 1% con otros tipos de discapacidad, de acuerdo a el Instituto Nacional de Estadística Geográfica e Informática (INEGI), considerando que algunas personas presentan más de una discapacidad.

Por lo cual a través del estudio de la Biomecánica se han desarrollado diferentes dispositivos protésicos para la ayuda de estas personas, y hace de ello un área importante a estos por los grandes índices de discapacidad motriz, con el objeto de proporcionar una mejor calidad de vida. Este trabajo se enfoca en el desarrollo de un controlador difuso, para una prótesis de pie-tobillo, donde se pretende asimilar los movimientos durante una fase en el ciclo de marcha, como una buena alternativa sobre el desarrollo tecnológico en los sistemas protésicos, para la rehabilitación de personas afectadas con esta discapacidad motriz, y la adaptación de un sistema protésico de manera simple.

lo anterior, con ayuda de la caracterización de una marcha ideal con el fin de la reeducación de una persona la cual ha perdido esta extremidad, mediante la obtención del modelo cinemático que defina la trayectoria de la marcha, para luego pasar al modelo dinámico de una prótesis, el que

finalmente será descrito por un modelo Takagi-Sugeno, siendo este parte de la técnica de

Introducción

Desde el inicio de los tiempos el hombre se ha enfrentado a situaciones de supervivencia ya sea por comida o bien por alguna batalla, debido a ello ha perdido alguna de sus extremidades, así mismo le ha interesado el estudio sólo de su alrededor sino también de su propio cuerpo, con la falta de extremidades perdidas durante estos sucesos, se la ingeniado para poder remplazarlas comenzado de un artefacto fijo a la modificación y rediseño de la misma. La marcha es una actividad que cada persona desarrolla de manera muy particular. Ésta toma una trayectoria diferente para cada individuo, no sólo por las características del mismo, también por algunas patologías que puedan afectarla, sin embargo los estudios de la biomecánica del cuerpo desarrolla un patrón ideal en ducha trayectoria.

El desarrollo de las prótesis en un inicio fue el reemplazo de las extremidades perdidas, pero no fue suficiente, hacía falta que este miembro reemplazado fuera funcional como el miembro propio, de esta manera se han desarrollado, a través del tiempo, diferentes técnicas para que estos elementos realicen las actividades del miembro orgánico, comenzando con las modificaciones mecánicas simples como el implemento de resortes hasta tecnologías más complejas como los circuitos electrónicos y técnicas de inteligencia artificial con la capacidad de asimilar las características que el individuo impone, al utilizar estos instrumentos.

En un principio del la lógica clásica donde se evalúan variables en verdadero y falso, como ejemplo la total extensión o flexión de un miembro respectivamente, aunque el desarrollo de la lógica difusa destaca un punto importante donde valúa en un rango continuo, con el control multivariable. En el seguimiento a referencia para un sistema mecatrónico como lo son ahora las prótesis de extremidades para el ser humano o en aplicación industrial. En términos generales, se desarrolla una marcha nominal y la obtención de una trayectoria a partir de la valuación de un individuo de prueba, para el desarrollo en el método de regulación difusa en el caso de una prótesis ya existente, así mismo el modelo dinámico de la misma, dado que la solución para el

problema de regulación se desarrolla el método conocido como el modelo Takagi-Sugeno. Esta

I.1.- Introducción

Desde el comienzo de la humanidad, el hombre ha vivido con la necesidad de utilizar todo su ingenio para reponerse y sustituir alguna extremidad faltante, a causa de accidentes, enfermedades o en el campo de batalla [I.1]. En este sentido, la evolución sobre el desarrollo protético es largo y está plagado de un sin número de historias. Desde sus comienzos primitivos, pasando por el sofisticado presente, hasta las increíbles visiones del futuro [I.2].

Figura I.1.- Evolución protésica [I.2]

El primer análisis científico con reconocimiento registrado a nivel mundial, se le concede como

realizado por Aristóteles [I.3]. Aristóteles, realiza investigación acerca de los movimientos de los

animales y en el cual se efectúa el primer estudio de carácter científico sobre la marcha humana. Así como, el estudio geométrico de la actividad muscular.

I.2.- Antecedentes históricos generales

Se encuentra documentado que en las primeras culturas de la raza humana, las prótesis no eran más que simples muletas, copas de madera y cuero que protegían el muñón [I.4]. Como fue pasando el tiempo, las prótesis se fueron modificando para tener un mayor rango de movimiento y otorgar mayor libertad al usuario.

Uno de los primeros registros escritos de la aplicación de prótesis es el Rig-Veda. Este antiguo

texto sagrado hindú escrito en sanscrito entre 3500 y 1800 A.C. cuenta la historia del guerrero

QueenVishpla quien perdió su pierna en una batalla. Esta fue remplazada por una prótesis de

Hierro y así pudo regresar a la batalla. Dicha extremidad inferior artificial fue encontrada en

Capua, Italia en 1858 [I.5].

Figura I.3.- Pierna de Hierro de Queen Vishpla en el Rig-Veda [I.5]

Herodoto escribió sobre un vidente persa, el cual se encontraba cautivo y condenado a muerte.

desarrollo científico más elaborado y encaminado a la medicina. Consecuentemente esto derivó a un desarrollo protésico [I.2].

Asimismo, existe un mito griego en el que el nieto de Zeus, Pelops [I.6], es cocinado y dado a los

dioses para comprobar que podían diferenciar entre carne humana o animal. El mito cuenta que la

diosa de la agricultura, Remeter, se comió el brazo de Pelops y al darse cuenta de su error lo

revivió y le dio un brazo artificial hecho de marfil.

Por registros científicos, se sabe que los remplazos de extremidades inician en la quinta dinastía egipcia (2750-2625 A.C.). Los datos arqueológicos dan referencia de una tablilla empleada como miembro artificial durante ese periodo. Así como, muletas simples y bases esféricas hechas de madera y cuero (Figura I.4) [I.7].

Figura I.4.- Desarrollos prostéticos egipcios

Sin embargo, científicos ingleses descubrieron en Egipto el primer dedo (dedo gordo) artificial en el pie de una momia, parece que este tipo de prótesis le ayuda al individuo a caminar, lo que puede hacer a esta prótesis la más antigua del mundo en existencia (Figura I.4) [I.8].

Para 1529, Ambroise Pare cirujano del ejército francés, introduce la amputación como un método

Alrededor de 1591, se desarrolló otro de los trabajos más relevante, fue en la época

correspondiente al renacimiento y lo impulsó Galileo Galilei [I.9]. En éste trabajo se establecían

bases teóricas y experimentales para analizar el movimiento. Asimismo, publicó un tratado

titulado de animalium motivus (Figura I.5). En estas investigaciones se trataban temas

relacionados directamente con la Biomecánica del salto humano y la marcha. También, se enfocó en caballos e insectos y la evaluación de las condiciones que hacían posible que el cuerpo humano inmóvil flotara.

Figura I.5.- Animalium motivus

Para 1600, Giovanni Borelli fue el precursor de la comprensión del funcionamiento optimizado

de palancas del sistema músculo esquelético. En el libro Motu Animalium (1865), se hace énfasis

en la ventaja mecánica de los músculos que inician el movimiento (Figura I.6) [I.9]. Pieter

Andriannszoom Venduyn, cirujano Holandés en 1696, desarrolla la primera prótesis por debajo de

la rodilla sin mecanismos de bloqueo, lo que más tarde sentaría las bases de los actuales dispositivos de articulación y corsé (Figura I.7) [I.10].

Figura I.7.- Prótesis de articulación y corsé

El londinense James Potts diseño una prótesis para 1800, elaborada con una pierna de madera

con encaje, una articulación de rodilla de acero y un pie articulado controlado por tendones de cuerda de tripa de gato desde la rodilla hasta el tobillo. Este tipo de prótesis se le conocía como la

pierna de Anglesey. Ya que fue implementada al marqués de Anglesey, quien pierde la pierna en

la batalla de Waterloo [I.5].

En 1839, William Selphe introduce su desarrollo de prótesis inglesa en Estados Unidos. A Selphe

se le considera como el primer prestigioso fabricante de prótesis (Figura I.9). Asimismo, por el año de 1843 descubre un nuevo método de amputación de tobillo que no implicaba una amputación a la altura del muslo, fue bien aceptada dentro de la comunidad de amputados, por que presentaba una posibilidad de volver a caminar con una prótesis de pie en lugar de una prótesis de pierna [I.6].

Figura I.9.-Pierna Selphe [I.5]

Benjamin F. Palmer mejora en 1846 la Pierna Selphe al agregarle un resorte interior, un aspecto

suave y tendones escondidos para simular el movimiento natural, quien obtiene el nombramiento

London World´s Fair [I.5]. Así como, Douglas Bly inventa y patenta la pierna automática en

1858, a la que se refiere como el invento más completo y exitoso desarrollado alguna vez en el

área de las extremidades artificiales [I.6].

El desarrollo continuo con Gluck (1880-1890) quien diseñó la primera prótesis totalmente hecha

de marfil, a la que consecuentemente se le hicieron mejoras. Jules Plan (1890-1894) desarrolló su

prótesis de Platino, la cual cemento con yeso y piedra pómez. Siendo de gran aceptación por el público, aunque la idea de sustituir una articulación por un material compatible aun no era posible [I.5].

Vanghetti en el año de 1898, inventó un miembro artificial que se podía mover por medio de la

contracción de músculos [I.7]. Esta prótesis trabajaba por medio de una respuesta a un estímulo

nervioso. Lo que dio paso a investigaciones de prótesis mioeléctricas o electromiografías,

(prótesis desarrollada con la combinación y a mecánica, controlada muscularmente).

Es en los años 1900’s después de la Primera Guerra Mundial que se establece la Asociación

Americana de Prótesis y Ortesis, donde se realizan las contribuciones más grandes en la historia en el desarrollo de prótesis. Pero fue hasta la Segunda Guerra Mundial que el número de amputados aumentó lo suficiente para darse cuenta que la tecnología de prótesis en ese momento no era la adecuada, ya que no había cambiado mucho desde 1800. Fue cuando se fomentó la conciencia de que se necesitaban mejorar los estudios para el desarrollo de prótesis utilizando lo último en medicina e Ingeniería [I.11].

Después de la II Guerra Mundial, los veteranos y las fuerzas armadas patrocinaron el programa de miembros artificiales, estableciendo diversos laboratorios. Así como, las Universidades de California, Los Ángeles y New York establecieron los medios para mejorar la investigación en la ciencia prostética [I.10].

En los años 60’s y 70’s muchas universidades comienzan a implementar programas de desarrollo para prótesis más avanzadas. Se introduce el soporte hidráulico, las prótesis en doesqueléticas y la piel sintética [I.12].

En 1975, la invención de Ysidro M. Martínez, una prótesis debajo de la rodilla, la cual evitó

algunos de los problemas asociados a los miembros artificiales convencionales (Figura I.11).

Martínez se amputo así mismo, como un acercamiento teórico de su diseño. Sin embargo, él no

caminar antiestético o no natural. Su prótesis tiene un alto centro de masa y es ligera en peso. Lo anterior facilita la aceleración y la desaceleración de caminar, además de reducir la fricción que se genera [I.7].

Figura I.11.- Prótesis por debajo de la rodilla de Ysidro [I.7]

I.3.- Trabajos realizados en Sección de Estudios de Posgrado e Investigación sobre Biomecánica

La biomecánica es una disciplina científica que tiene por objeto el estudio de las estructuras de carácter mecánico que se acoplan a los seres vivos, fundamentalmente del cuerpo humano [I.13]. El área del conocimiento se apoya en diversas ciencias biomédicas, utilizando los conocimientos de la Mecánica, la Ingeniería, la Anatomía, la Fisiología y otras disciplinas para estudiar el comportamiento humano [I.14].

Actualmente en el Departamento de Ingeniería Mecánica, de la Sección de Estudios de Posgrado

Los trabajos realizados sobre el miembro inferior se encuentran

Biomecánica de una prótesis no convencional para cadera; se analizó en este trabajo de

investigación una prótesis no convencional para cadera, la cual se usa predominantemente para el tratamiento de los tumores óseos que afectan la porción superior del fémur. Este implante fue desarrollado en el servicio de tumores óseos del Instituto Nacional de Ortopedia y ha sido empleado en un número reducido de casos. Este dispositivo cuenta con un sistema de pernos bloqueadores, los cuales evitan los movimientos de rotación alrededor del eje longitudinal, al tiempo que transmiten la carga al hueso en la porción que queda por debajo del corte quirúrgico. No obstante se han obtenido buenos resultados con su uso, no se han realizado estudios biomecánicos que aseguren que si configuración actual es la mejor. Para abortar el problema se construyó, en primera instancia, un modelo mediante el Método del elemento finito (MEF), de un fémur intacto, con el propósito de obtener una mejor compresión de la metodología y para que sirva como una referencia. Es deseable, después de la aplicación de una prótesis o implante, que el hueso reciba el mismo estimulo mecánico que se obtiene en estado normal. La geometría del hueso se determinó por medio de 60 cortes topográficos obtenidos de un fémur perteneciente a un voluntario masculino con 27 años de edad, de 1.74 m de estatura y 70 kg de peso. Después se digitalizaron dichos cortes y los datos obtenidos se emplearon en un paquete de cómputo dedicado en el desarrollo de análisis mediante el MEF. En cuanto a la prótesis esta se dibujó por medio de un paquete de cómputo CAD. Para el primero de los dos modelos (fémur intacto) se consideraron un total de cuatro fuerzas externas, correspondientes a la reacción de la cadera y los tres paquetes musculares más representativos en la fase de apoyo medio del ciclo de marcha (caminar normal). En el segundo modelo integró la parte del hueso que quedaría después de una resección (corte) y la prótesis, después analizó diversas posibilidades variando la ubicación de los pernos bloqueantes. Al resolver los modelos se obtienen los patrones de esfuerzos resultantes de

acuerdo a la teoría de falla de Von Mises. En el primer caso con el objeto de establecer el papel

Análisis fotoelástico del estado de deformaciones de un hueso humano bajo carga; en esta

disertación se analizaron los esfuerzos y deformaciones en el componente femoral de una prótesis

de Charley® para cadera, cuando se aplican cargas fisiológicas. A partir de radiografías simples

se determinó la geometría bidimensional del fémur y se analizó la respuesta a cargas que corresponden a la etapa de apoyo medio de la marcha. Utiliza el MEF, asimismo, elige la prótesis adecuada según las dimensiones del fémur. De igual forma desarrollan 6 espesores de capa de cemento las cuales varían de 1 mm a 6 mm. Como resultado del análisis numérico resuelve que los esfuerzos para la prótesis y el cemento. Con base a estos resultados recomiendan el uso de espesores entre 3 mm y 4 mm [I.16].

Diseño de un distractor externo para artrodiastasis de rodilla; este trabajo presenta el

desarrollo, aplicación, optimización y estudio mecánico de un distractor externo para artrodiastasis de rodilla, siendo éste un sistema de distracción mecánica para artrodiastasis y deflexión gradual de rodilla contracturada. El prototipo consiste de las siguientes partes principales: una barra de distracción, dos soportes para los tornillos Schanz que con respecto a la barra tiene rotación y angulación, y desplazamiento sólo uno. El distractor para la artrodiastasis

lo coloca en el paciente fijándose rígidamente a dos tornillos Schanz de 6 mm de diámetro

insertados en la rodilla. El distractor se colocó a la rodilla izquierda de un primer paciente de 26 años de edad con ambas rodillas contracturadas en flexión de 100º - 110º, del lado externo previo capsulotomia posterior y durante trece semanas se da una distracción de 20 mm y una deflexión completa con tracción esquelética, aplicando carga gradualmente (9.81 a 49 N) a un tornillo transfictivo insertado en la parte metadiafisiaria distal de la tibia (paciente en decúbito dorsal). Se realizó en estudio biomecánico, se optimizó el diseño y se manufacturó un distractor, que funcionara como distractor propiamente o también como tensor, y se realizó un estudio mecánico en una máquina universal de ensayos Instron 4502 de 10kN de capacidad, para asegurar su estabilizada mecánica durante su aplicación en el paciente [I.17].

Estudio de un espaciador para el tratamiento de tumores de rodilla por medio de elementos

finitos y su análisis por métodos estadísticos; en esta investigación se muestra el desarrollo de

robusto de implante para investigar los esfuerzos de los pernos cuando se ubica en diferentes sitios en el hueso cortical, así como el análisis biomecánico del implante con dos diferentes

materiales (acero inoxidable 316 LVM grado médico y una aleación de titanio Ti-Al6-V4). Los

resultados muestran que la mejor ubicación de los pernos en el fémur para el perno proximal es a 10 cm y para el perno distal es a 7.4 cm del espaciador, los pernos de la tibia se colocan a 4 cm el perno proximal y a 6.5 cm el perno distal. El material que nos ofrece el mejor comportamiento biomecánico para el espaciador es la aleación de titanio [I.18].

Optimización del diseño del componente femoral de una prótesis no convencional bloqueada

para cadera;el objetivo del trabajo de investigación fue establecer los parámetros de diseño que

mejoren la estabilidad de un implante de cadera autobloqueado no convencional mediante MEF, en el cual se realizaron 5 casos de estudios de los cuales se perturban los parámetros del diseño del implante, estudiando el impacto el desempeño del sistema hueso-prótesis y con esto establece la configuración que presenta la mayor estabilidad del conjunto. La validación experimental de los resultados obtenidos, muestra que la distribución de los esfuerzos por ambos métodos tiene un alto grado de similitud. Los resultados de los parámetros óptimos son los que presentaron el perno proximal a 55 mm del sitio de la osteotomía, el perno distal a 25 mm del proximal, el vástago de 300 mm de largo. La presencia de la camisa mejora el desempeño mecánico del implante inmediatamente después de su colocación, sin embargo cuando el tiempo transcurre y el hueso crece a través de las ventanas de la camisa, el comportamiento de la prótesis presenta una disminución ligera de su estabilidad [I.19].

Estudio del aflojamiento aséptico de prótesis de cadera debido al desgaste; el estudio del

aflojamiento por desgaste de prótesis de caderas cementadas tipo Charnely®, el análisis principal

revisión bibliográfica de literatura especializada para establecer los parámetros ya mencionados con base a la morfología del fenotipo mexicano. Las diferentes rutinas y las condiciones de carga que se presentan durante la marcha del paciente, asimismo el movimiento relativo entre la prótesis y el hueso en condiciones cementadas, incrementa el proceso de aflojamiento. Los resultados de este estudio muestran una metodología numérico-experimental, la cual permite el estudio del comportamiento de los componentes demórales típicos de pacientes mexicanos. De la misma manera el volumen de desgaste encontrado corresponde a una sola fase de la marcha, finalmente concluye en términos experimentales la interpretación geométrica de la zona de contacto que se presenta en la interface pelvis-copa acetábular-prótesis [I.20].

Análisis experimental del desgaste en polietileno de ultra alto peso molecular y acero

inoxidable 316L empleados en prótesis de coxofemorales;se realizó el análisis experimental del

desgaste de materiales empleados en prótesis coxofemorales. Los efectos conocidos como debris

son analizados experimentalmente con una máquina tribológica de configuración perno sobre disco. Analiza la pérdida de desgaste con el método de gravimetría mediante ensayos con agua destilada y suero bovino como lubricantes. Además, para el análisis de muestras se emplearon métodos de interpolaciones tribológicas, donde se utilizó el método de mínimos cuadrados. Los resultados muestran aportaciones en los materiales empleados en la manufactura de una prótesis [I.21].

Diseño y desarrollo de una prótesis flex-foot; se diseña y desarrolla una nueva prótesis

transtibial Flex-Foot®, para lo cual aplica el MEF y posteriormente se procede a su manufactura.

de socket, acorde a las dimensiones del paciente, y la sujeción de la pierna protésica al mismo. Finalmente se observó que la prótesis presenta características tales como una robustez, tamaño y proporción apropiada, así como bajo nivel de ruido entre otros [I.22].

Diseño mecánico de una máquina para terapia de movimiento pasivo continúo de la rodilla; el

trabajo de investigación muestra la metodología del diseño mecánico de la máquina para terapia de movimiento pasivo continuo en la rodilla. Posteriormente se describen los procesos de manufactura necesarios para la fabricación de cada una de las piezas de la máquina, se menciona el proceso para formar los subensambles y el ensamble completo de la máquina. Para el análisis del mecanismo se utilizaron métodos gráficos y analíticos utilizando tres posiciones de los mecanismos para determinar la longitud y las coordenadas del punto de rotación de eslabón restante. Los resultados muestran el análisis de los cálculos correspondientes a las velocidades, aceleraciones y fuerzas que intervienen en los eslabones y las articulaciones del mecanismo los cuales fueron necesarios para la fabricación de la máquina [I.23].

Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas; presenta el diseño y manufactura de una

hemiartoplastia cadera de una sola pieza, utilizando una metodología completamente asistida por computadora, donde evalúa al paciente con un Tomógrafo Axial computarizado Helicoidal

Multicorte generador de tomografías computarizadas en formato DICOM®. Posteriormente se

realizó la construcción de modelos virtuales para su procesamiento; después procedió a suavizar las superficies del mismo mediante la aplicación de programas especializados en construcción y refinado de superficies para obtener un modelo sólido. Haciendo un proceso de un correcto ajuste del sistema hueso-prótesis utilizando la técnica de estereolitografia, se construyeron modelos con una impresora de prototipos rápidos, con la finalidad de determinar el sistema de sujeción y evaluación de la maquinabilidad del implante. Además de la corroboración en el ensamble biomecánico de la articulación femoral; pelvis-prótesis-fémur. Mediante la técnica de CAD/CAM, se desarrolló la simulación del proceso de manufactura asegurando la fabricación del prototipo. Por otro lado, fue necesario cumplir una serie de protocolos para poder procesar la geometría del implante al centro de mecanizado CNC y generar el código NC de manera automática. La fabricación del prototipo utilizó en prueba preliminar teflón y Acero inoxidable

Control inteligente de mecanismo con aplicaciones en la biomecánica- prótesis de miembro

inferior (rodilla); presenta el desarrollo de un control inteligente, para el mecanismo de la rodilla

de una prótesis transfemoral. Además de proponer un mecanismo de cuatro barras, que corresponde al control voluntario de la estabilidad, con una nueva poloide y un sistema de análisis de la marcha, con acelerómetros micro-máquinas (MEM´S) y electro-goniometría. Con el sistema para analizar la marcha es utilizado, para generar una base de datos, con la finalidad de que sirvan como base de entrenamiento de la red neuronal, que se programa en el microcontrolador, el mecanismo de cuatro barras, presenta una trayectoria de la poloide que permite el control voluntario de la estabilidad de la prótesis, posteriormente la implementación del control inteligente con el empleo de un microcontrolador que recibe datos de sensores MEM´S de aceleración, los procesa y determina el ángulo adecuado para la articulación. el cual se conforma por el control cinemático realizado con la red neuronal y un control dinámico realizado con un sistema difuso que asegura el seguimiento del punto de consigna generado por la red neuronal, dichos controles son capaces de identificar y reproducir todo ciclo completo de la marcha, aun la flexión y extensión en la fase de apoyo.[I.25]

I.4.- Clasificación de los pies de respuesta dinámica

Las prótesis de pie-pierna se han desenvuelto a gran velocidad desde la simple tablilla de madera, hasta realizar mejoras en ella utilizando una cadena sin fin, que hace la acción de resorte o la pierna anatómica y el pie multiarticulado. Actualmente se utilizan algunos materiales que eran de uso exclusivo en la industria aeroespacial como la fibra de Carbón [I.5].

Los pies de respuesta dinámica pueden incluir una protección acojinada en el talón y bujes en el tobillo, lo que ayuda al control de alineación. Esta característica puede disminuir el choque con el muñón, trayendo como consecuencia un modo de andar más natural. Sin embargo, las múltiples partes de movimiento fácilmente requieren aumentar el mantenimiento y se dificultan con el diseño de una funda cosmética. El cambio, estos nuevos tipos de pies proveen mucha elasticidad al caminador lento e inseguro [I.26].

que tienen quilla acortada, tienen menor sensibilidad y proveen de menor dorsiflexión en

comparación con los de quilla larga. Dos ejemplos de este diseño son Seattle y Carbon Copy II.

Ernest M. Burgess inició en 1985 un estudio de como los amputados unilaterales exitosamente

podían correr. En colaboración con Doris Millar y Roger Enoka del departamento de UW

kinesiology, Burgess llevó a cabo un estudio del movimiento y las dificultades particulares que

enfrentan el tratar de correr usando un dispositivo protésico [I.28]. Como consecuencia de ese

esfuerzo surgió Seattle Foot®, una prótesis de Ingeniería especial que permite a los amputados de

extremidades inferiores correr y realizar movimientos activos.

Seattle Foot® presentada en 1989, fue el primer paso en el desarrollo del sistema completo

Seattle limb. El pie ha sido usado por alrededor de 120 000 amputados alrededor del mundo. La

invención recibió el Presidential design Achievement Awarden 1984 y el Washington Governor`s

Awardfor New Products en 1990 [I.29]. Para mejorar el desempeño al correr el pie usa un resorte

patentado, denominado quilla monolítica, hecha de un material resistente y ligero llamado

Delrin® (termoplástico muy cristalino con propiedades similares a los metales). El resorte ayuda

la paciente a desacertarse al dar un paso. Lo hace acumulando energía cuando el pie inicialmente baja y después liberando esa energía en pie delantero cuando el talón deja el suelo mientras se completa el paso [I.28]. El resultado es un paso más natural y ligero, que es posible con una prótesis convencional. Sobre la quilla se manufactura cuidadosamente un pie plano y cosmético, que se ajusta a la preferencia del amputado.

Seattle Foot® es fabricado por Model & Instrument Works. El primer prototipo del pie se realizó

en fibra de vidrio en capas. En un periodo de alrededor de dos años y medio, el equipo trabajó en

refinamientos, con el apoyo del Veterans Administration Rehabilitation Research and

Development Funds, introdujeron el dispositivo en 1985 incorporado Delrinkeel. El desempeño

del pie fue evaluado en un estudio nacional coordinado por James Reswick (1986) y equipo en

The Rehabilitation Reserch and Development Section of the Veterans Administration Central

Office in Washington D.C.[I.30].

Carbon Copy II fue el primer pie cosméticamente atractivo, almacenador de energía introducido

Su resorte doble provee una suave transición desde el tacón hasta el dedo del pie, permitiendo estabilidad. Esta prótesis soporta un límite de carga de 113.5 kg [I.31].

Figura I.12.-Pie Carbon Copy II [I.31]

Carbon Copy II tiene una quilla de doble fibra de Carbón compuesta y un tacón resistente

cubierto por espuma de poliuretano contorneada para parecerse a los dedos con uñas [I.32]. La superficie plantar en ancha y plana para una estabilidad medio lateral máxima. Un segmento de quilla, la placa de desviación primaria, se prolonga hasta el nivel de la articulación interfalángica próxima para almacenar energía cuando el usuario camina. El otro segmento de la quilla, la placa de desviación auxiliar, se dobla hacia arriba para finalizar el medio pie; ésta almacena energía

cuando el amputado corre. Un nylon epóxido (Kevlar® tejido) protege los finales anteriores de

ambos segmentos de quilla para prevenirles de una perforación en el cuerpo del pie de espuma de

uretano. La sección posterior rígida de la quilla esta unida al perno bloque de Kevlar® coronado

por una placa de fibra de vidrio epóxica para ser sujetado a la canilla de la pierna. Las almohadillas del tacón esta manufacturadas en tres densidades, y las placas de desviación esta disponibles en regular, bajo y muy bajos niveles de resistencia, el último nivel sugerido para el amputado débil.

Los pies de respuesta dinámica articulados permiten la adaptación al terreno de manera más significativa, además de flexión plantar, dorsiflexión, inversión, eversión y adsorción de torsión.

Figura I.13. -Pie College Park True Step Foot [I.33]

Los amortiguadores son fácilmente cambiados para acomodar diferentes pesos, de este modo

proveen la correcta resistencia al andar (Figura I.13). True Step combina virtualmente el mismo

movimiento vertical, rotación y estabilidad con el pie anatómico [I.34]. Los pies de quilla larga no articulados se deben sujetar el socket, proporcionando un pie protésico muy sensible que

permite una excelente dorsiflexión. Dos ejemplos de estas prótesis son FlexFoot® y Springlite.

Para 1988 la Otto Bock Healthn Care Company, manufactura la prótesis Springlite de acuerdo a

las mediciones individuales de los usuarios para que cada prótesis se ajuste a los requerimientos

personales. A diferencia de otras prótesis, Springlite no tiene un limite de peso y el tamaño del

pie puede ser superior a 0.23 m [I.35]. Esta prótesis esta diseñada para largas caminatas y

deportes de alto rendimiento. Springlite foot consiste en dos capas de filamentos de Carbón y

fibra de vidrio rodeados por una cubierta suave [I.33].

Un accidente fortuito de esquí acuático en 1976 resultó ser el catalizador de una revolución en el campo de la elaboración de prótesis para miembros inferiores [I.36]. La pérdida de una pierna

arriba del tobillo transformó a un deportista estadounidense Van Phillips. Pronto decidió que los

pies protésicos de aquellos años 70 no eran adecuados. Así que Van Phillips se asoció con Dale

Abildskov, ingeniero de compuestos aeroespaciales, cuando trabajaba en la Universidad de Utah,

Pie multiaxial o de eje múltiple, permite movimiento en tres planos, es decir permite flexiónplanar, dorsiflexión, inversión y eversión. Incluso algunos diseños permiten una mínima rotación del eje vertical. Este tipo de pies solían ser diseñados con mecanismos muy complejos, que en la actualidad se utilizan polímeros comprensibles con una articulación esférica que controla el movimiento multiaxial. Diseños anteriores eran muy pesados y requerían de mucho mantenimiento, pero las nuevas tecnologías de materiales han permitido desarrollar pues muy ligeros [I.35].

I.5.- Prótesis robóticas de miembro inferior

Power Knee es fabricada por la compañía Össur. Es la primera prótesis de rodilla que remplaza la

función muscular pérdida a través de una fuerte activa de potencia, que permite generar la propulsión necesaria para el caminado y también en actividades como lo son levantarse de una silla de ruedas o subir las escaleras, la cual contiene un arreglo de sensores, incluyendo giróscopos, células de presión, celdas de carga, sensores angulares y el Modulo de Propriocepcion Artificial en la pierna de sonido [I.37].

Figura I.14. -Power Knee [I.37]

La Proprio Foot es el primer módulo de pie inteligente del mundo. Es fabricada por la compañía

segundo. Siguiendo la ruta del tobillo a través del espacio, el sistema define las características del caminado y los eventos, incluyendo el golpe del talón y el movimiento para dejar el suelo.

Para cada paso, el dispositivo construye su ruta mediante un análisis continuo del movimiento horizontal y vertical, haciendo un trazado del pie como se mueve a través del espacio. Este trazado varía de acuerdo al terreno de tal forma que los algoritmos de reconocimiento del patrón de marcha pueden detectar e identificar cuando el usuario está caminando en una superficie plana o con inclinación o si está subiendo o bajando escaleras, también si el usuario está en posiciones relajadas.

Una tarjeta de control recibe un flujo constante de señales del sistema de inteligencia artificial. El controlador comanda a un actuador lineal para que las fuerzas y posiciones adecuadas del pie durante el caminado [I.37].

Figura I.15.-Proprio Foot [I.37]

En el 2000 G. K. Klute y J. Czernieck describen un diseño de una articulación de tobillo activo

con actuadores neumáticos [I.38]. En la empresa de prótesis en el 2001, Össur también presentó

una prótesis de tobillo, llamado el Proprio Foot que no contribuye en la marcha, sino más bien

Goldfarb, M., en el 2008 diseña una prótesis transfemoral que combina una rodilla y un tobillo accionado para restablecer la movilidad. El depósito de accionamiento neumático, sirvió como banco de pruebas de laboratorio para desarrollar las especificaciones fundamentales y de control para una rodilla alimentado, y prótesis de tobillo. En este diseño el concepto de una impedancia de estados finitos basada en el control de la marcha está desarrollado en base a la utilización de las funciones de impedancia pasiva que coordina el movimiento de la prótesis con el usuario durante la caminata [I.40].

En el mismo año Au, S., y Herr, H., construyen un motor de prótesis de tobillo-pie que incorpora

paralelo y estabilidad para recibir requisitos de par motor y para aumentar el ancho de banda en la estabilidad de la prótesis [I.41].

Figura I.16.- Powered Ankle-Foot por Samuel Au., Herr Hugh [I.40-41]

El Powered Ankle-Foot se desarrolló con tecnología previamente desarrollada en el MIT por

Samuel Kwok Wai Au [I.41], presenta el diseño de una prótesis de tobillo-pie que soluciona de

torque de pico alto. El resorte paralelo comparte la carga con el actuador, por lo tanto la fuerza pico del actuador del sistema es disminuida notablemente. Consecuentemente, se puede utilizar un radio de transmisión más pequeño, y también se obtiene un ancho de banda de fuerza mayor. La elasticidad en serie es una característica importante para este tipo de prótesis dado que puede prevenir el daño a la transmisión debido a las cargas de choque cuando el pie choca con el suelo.

I.6.- Planteamiento del problema

La pérdida de una extremidad es una discapacidad importante. Desde muchos años atrás se han desarrollado diferentes prótesis para poder suplir a las ya pérdidas. La realización de estas extremidades artificiales ha sufrido muchas mejoras, hasta llegar a hoy en día donde no sólo se trata de remplazar una extremidad sino también de asimilar el movimiento de la misma. Es por ello que se desarrollará la simulación en una prótesis de pie-tobillo donde se creará el control para la asimilación de la marcha humana normal. Para el desarrollo de esta simulación se obtendrá el modelo matemático así como la cinemática de la marcha humana normal en la fase de apoyo. Esto se realiza para poder mejorar el apoyo del ser humano que ha perdido una extremidad inferior, y así generar prótesis personalizadas.

I.7.- Sumario

control para la estabilización y movimiento para un mecanismo de este tipo, así como las diferentes fases en la marcha y las características de la prótesis a utilizar.

I.8.- Referencias

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II.1.- Introducción

Actualmente, el estudio de la marcha humana es una herramienta diagnóstica importante en la evaluación de patologías neuro-músculo-esqueléticas, ya sean transitorias o permanentes, locales o generales [II.1]. Aunque, cada individuo tiene una forma peculiar de caminar y correr e incluso se puede identificar a una persona por su manera de andar o el sonidos de sus pasos [II.2], son muchos los factores que pueden modificar el esquema general de la marcha; extrínsecos o intrínsecos, fisiológicos o patológicos, físicos o psíquicos y las modificaciones que producen en el patrón de la marcha habitual [II.3]. Definiendo la marcha humana como el modo de locomoción bípeda con actividad alternante de los miembros inferiores y mantenimiento del equilibrio dinámico, considerando un ciclo completo de marcha desde el talón derecho toma el contacto con el suelo hasta que vuelve a tomar contacto con él [II.4].

II.2.-Marcha humana

II.2.1.- Antecedentes del análisis de la marcha[II.5]

Los comienzos del análisis de marcha al correr se ven representados en el arte Griego

específicamente en sus vasijas y se consideran los escritos de Aristóteles, cuya sentencia

representativa dice que las fuerzas que causan el movimiento y las que los mantienen deben ser

iguales. El interés de Leonardo Da Vinci en su precisión al pintar en los siglos XV y XVI

aumentaron el interés en el movimiento humano y fue seguido por la proclamación de las tres

leyes de Newton en el siglo XVII. En 1836, los hermanos Wilhelm y Eduard Weber delimitaron

la agenda para la investigación futura con el más detallado tratado del análisis de marcha al caminar y correr en aquel entonces. Enumeraron 150 hipótesis incluyendo la que dice que el miembro inferior actúa como péndulo. Por otro lado, en cuanto a la instrumentación,

herramientas más sofisticadas se necesitaron para experimentar estas hipótesis. Etienne Jules

Mayer fue un prolífico pionero de instrumentación. Él estuvo entre los primeros en emplear

fotografía y usarla como una herramienta fotogramétrica verdadera, además diseñó y construyó la primera plataforma de fuerza seria.

distancias a finales de 1960 y a principios de 1970. Aproximadamente 30 millones de Americanos corren por recreación o competencia. Además las compañías de tenis ahora poseen un nuevo y creciente mercado, por lo que gastan parte de sus ganancias en investigación de soporte.

II.2.2.- Factores que influyen en el análisis de la marcha

Desde tiempos remotos se ha estudiado la marcha, los métodos para su evaluación han avanzado mucho se han perfeccionado y simplificado las técnicas para su análisis. El desarrollo de nuevos métodos permiten valorar los distintos parámetros de la marcha de forma objetiva y eficaz, de la misma manera apreciar los factores que pueden modificarla, diagnosticar alteraciones del patrón de marcha en diversas patologías y lesiones traumáticas. Los diferentes factores que pueden modificar el caminar de la persona, que como se mencionó anteriormente pueden ser extrínsecos, intrínsecos, físicos, psicológicos, fisiológicos, patológicos y los cambios que imprimen en el patrón de la marcha habitual pueden ser transitorios o permanentes [II.3].

Durante la marcha bípeda las extremidades inferiores están sometidas a una serie de cargas derivadas de su interacción con el suelo. En el contacto inicial esas cargas son más bruscas e incluso se habla de impactos [II.6]. Los pies tienen un sistema natural de amortiguamiento, pero las características del calzado también influyen en la amortiguación de los impactos que se producen durante la marcha o la práctica deportiva.

II.2.2.1.- Factores transitorios

El ser humano camina de forma distinta según las perturbaciones que él pueda sufrir tales como:

Naturaleza del terreno.

Calzado.

Transporte de carga.

Práctica deportiva.

Fatiga.

Edad.

Estado de ánimo.

El cuerpo modifica su caminar al encontrarse con irregularidades según la actividad que se encuentre realizando. Cuando el ser humano camina de forma distinta según el tipo de terreno sobre el que se desplace, se ha observado que los impactos del pie sobre el suelo aumentan cuando se camina sobre pavimentos duros como asfalto o terrazo, mientras que se suavizan cuando el sujeto camina sobre suelo naturales como madera, hierba o arena [II.7].

II.2.2.2.- Factores permanentes

La marcha bípeda se va desarrollando y personalizando, la cual depende del ámbito donde realiza su crecimiento, los cuales son:

Personalidad.

Raza.

Género.

Capacidad de amortiguamiento.

Control de movimiento.

Patológicas.

Se han llevado a cabo numerosos estudios de la marcha patológica en diferentes pacientes y con distintas técnicas, tanto para la descripción de las variaciones del patrón de marcha como para la valoración de la evolución del paciente tras un tratamiento rehabilitado o quirúrgico. Por ejemplo, estudios en pacientes con fracturas, amputados, patología neurológica y sensorial, diabetes, etc. [II.10].

II.2.3.- Ciclo de la marcha

El ciclo de la marcha es una secuencia de acontecimientos que tiene lugar entre dos repeticiones consecutivas de cualquiera de los sucesos de la marcha. Por conveniencia se adopta como principio del ciclo el instante en que uno de los pies toma contacto con el suelo, habitualmente a través del talón. Tomando como origen el contacto del pie derecho, el ciclo terminaría en el siguiente apoyo del mismo pie. Por otra parte, el pie izquierdo experimentaría la misma serie de acontecimientos que el derecho, desplazados en el medio ciclo [II.11].

Durante un ciclo de marcha completo, cada pierna pasa por una fase de apoyo, durante la cual el pie se encuentra en contacto con el suelo, y por una fase de oscilación, en la cual el pie se halla en el aire, al tiempo que avanza, como preparación para el siguiente apoyo. La fase de apoyo comienza con el contacto inicial y finaliza con el despegue del antepié. La fase de oscilación transcurre desde el instante de despegue del antepié hasta el siguiente contacto con el suelo. En relación a la duración del ciclo de marcha, la fase de apoyo constituye, en condiciones de normalidad, a la velocidad espontáneamente adoptada por el sujeto, alrededor de un 60% del ciclo. Por su parte, la fase de oscilación representa el 40% restante. Lo mismo sucede para el miembro contralateral, desplazado un 50% en el tiempo, lo que revela la existencia de dos fases de apoyo bipodal o de doble apoyo, de un 10% de duración cada una. La duración relativa de cada una de estas fases depende fuertemente de la velocidad, aumentando la proporción de oscilación durante el apoyo al aumentar la velocidad, acortándose progresivamente los periodos de doble apoyo, que desaparecen en la transición entre marcha y carrera [II.12].