diseño de prótesis mioeléctrica

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázq

ING. GARCÍAING. GARCÍAING. HERNÁN

ING. JOSÉ GAM. EN C. ANTOING. ROBERTOM. EN C. GAB

DISEÑO MECANICO Y DE CONTROL

INSTITUTO POLITECNICO NACIONAL ESIME AZCAPOTZALCO

GENERACION 2004

Diseño de Prótesis Mioeléctrica

INVESTIGADOR(S):

FABILA VLADIMIR VÁZQUEZ MARCOS A. DEZ GARCÍA KAREN

SINODALES

LVÁN RAMÍREZ NIO CAMARENA GALLARDO

RODRÍGUEZ LOYA RIELA FERNANDEZ LUNA

uez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

INDICE

CAPITULO 1 Antecedentes Históricos Introducción Objetivo general Objetivos Específicos Justificación

Antecedentes Históricos Época actual Tipos de Ortesis Prótesis de Rodilla Prótesis y componentes por debajo de la rodilla Conjunto pie-tobillo Montaje del pie y tobillo con eje sencillo Montaje pie-tobillo sach Montaje pie-tobillo de eje múltiple Pierna El encaje Encaje de apoyo en el tendón rotuliano Encaje con almohadilla de aire Encaje rígido Otras variaciones del encaje Sistemas de Suspensión Correa de suspensión Sistema supracondilar (SC) Sistema supracondilar / suprarrotular (SC/SP) Corselete de muslo Construcción Modular Prótesis en el mercado Construcción y funcionamiento Montaje, proceso de tratamiento, ajuste Aplicación

CAPITULO 2 Análisis Corporal

Introducción Antecedentes Definición de Prótesis Análisis Fisiológico Actividad Muscular El sarcolema Mío fibrillas y filamentos de actina y de miosina Sarcoplasma Contracción Muscular Tejido Muscular Mecanismo General de la Contracción Muscular Eficacia de la contracción muscular


Fuerza Muscular Grosor del Músculo Velocidad de Contracción El Sistema Nervioso La Neurona Tejido Nervioso La neurona Análisis de la marcha Análisis grafico Parámetros temporales Componentes del ciclo de marcha Implementación y Control mediante señales Mio-eléctricas

CAPITULO 3 Análisis de Diseño de Prótesis

Introducción Deformación normal bajo carga axial Diagrama de esfuerzo – deformación Ley de hooke. Módulo de elasticidad Deformación de elementos sometidos a carga axial Vigas curvas Engranajes rectos Engranes Helicoidales Engranes Cónicos Cálculos Determinación del perfil “C” respecto del eje “y Determinación del perfil “C” respecto del eje “x” Determinación del perfil “Z” respecto del eje “y” Determinación del perfil “Z” respecto del eje “x Diseño de Engranes Cónicos Diseño del eje Diseño de las columnas

Adquisición señales bioeléctricas Diseño del circuito

Amplificador no diferencial Amplificador diferencial Amplificador de instrumentación Filtrado de la señal Etapa de alimentación Implementación del circuito Ruido en la etapa de amplificación Electrodos y cables


CAPITULO 4 Evaluación Económica

Introducción Costos

Clasificación de los costos Costos directos

Costos indirectos Modelado de pie

Elaboración del pie Piel Sintética

Acabado cosmético Polímeros Silicona Resinas

Anexos

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabil

a Vladimi


GENERACION 2004


ANTECEDENTES HISTÓRICOS MERCADO ACTUAL

r, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Este capitulo nos mostrará loavanzada que está la Ingenieríay la Robótica en el campo de laMedicina, dándonos un amplioenfoque en todo tipo deconstrucción y diseño, parasustituir extremidades y recuperarmovilidad mediante el empleode Prótesis.

INTRODUCCION

Las técnicas más avanzadas de la ingeniería y la robótica se han puesto al servicio de la biociencia para engendrar una nueva disciplina bautizada como biónica. Su objetivo es el diseño de todo tipo de recambios artificiales para sustituir órganos dañados o recuperar funciones perdidas en el organismo humano. Se trata de conceptos como prótesis que se accionan con sólo el pensamiento, dispositivos que emulan el corazón o el hígado, tejidos artificiales o sangre sintética.

Sin embargo, imitar una 'maquinaria' tan compleja como es el cuerpo humano no es ni mucho menos sencillo. Expertos de los centros más prestigiosos del mundo hacen un repaso del estado actual de los trabajos en este campo en un especial publicado en el último número de la revista Science. Las revisiones incluyen también los inconvenientes de algunas de las opciones en investigación que podrían impedir que éstas no lleguen finalmente al paciente o que lo hagan tras un largo periodo de tiempo. Una cuestión clave de estos trabajos de desarrollo de repuestos para el organismo es que la investigación de nuevos materiales biomédicos avance a un ritmo similar. Las exigencias son cada vez mayores y en el futuro serán los propios componentes implantados los que estimulen al organismo a sanar por sí mismo. En los años 60 y 70, apareció la primera generación de materiales inertes para prótesis cuyo único objetivo era reducir al mínimo el rechazo del sistema inmunitario del receptor. Aunque este planteamiento continúa siendo válido 30 años más tarde, a mediados de los 80 surgió una segunda generación de componentes denominados bioactivos capaces de generar respuestas fisiológicas que facilitaban la inserción de la prótesis. Dentro de esta segunda generación se encontraban también los materiales biodegradables que son absorbidos por el organismo una vez que han cumplido su función. Sin embargo, ningún material sintético desarrollado hasta el momento es capaz de emular la respuesta de los tejidos vivos ante los cambios fisiológicos y bioquímicos del organismo. Una buena parte de las prótesis construidas con estos componentes fallan pasados unos años, de modo que el paciente debe someterse a una nueva cirugía para sustituir el implante. La última generación de materiales traspasa los límites macroscópicos para entrar en el reino molecular combinando las propiedades de sus predecesores. Uno de los ambiciosos objetivos que se persiguen es crear biomateriales que liberen productos específicos para activar los genes que estimulan la regeneración de los tejidos. Este nuevo campo está todavía en una fase muy temprana de investigación, pero ya se han obtenido algunos resultados. Un ensayo recientemente publicado conseguía que la disolución de un cristal bioactivo fuera capaz de controlar la expresión genética de células óseas in vitro. Las predicciones de futuro que ofrecen algunos expertos en este terreno hablan de lograr el mito de la eterna juventud. Los doctores Larry Hench y Julia Polack de la Universidad de Londres proponen que, en algún momento, se podrán crear biocomponentes capaces de activar genes que prevengan o retrasen el envejecimiento de los tejidos.


El cerebro es, sin duda, el objetivo último de la mayoría de los implantes. Muchos de los trastornos motores, de audición o de visión están causados por la disfunción o carencia de las redes nerviosas que conectan el cerebro con el resto del cuerpo. Como consecuencia, las órdenes neuronales no llegan a su destino y las funciones no se pueden realizar. En estos casos, el cerebro, por su condición de ordenador central de todo lo que acontece en el organismo, se convierte en la diana del tratamiento. Capturar las señales exteriores para conducirlas hasta la región neuronal adecuada es la estrategia que se sigue en algunos casos de sordera profunda. La fabricación de prótesis se ha convertido en una ciencia en los últimos años como resultado del enorme numero de amputaciones producidas en las guerras, y enfermedades como la diabetes. Las prótesis para los miembros inferiores pueden presentar articulaciones en la rodilla o el tobillo para simular un paso natural. Las prótesis de recuperación de energía permiten incluso correr y practicar deportes al amputado por debajo de la rodilla sin diferencias respecto al deportista sano.


OBJETIVO GENERAL

Implementación de una prótesis inferior controlada por impulsos mioelectricos.

OBJETIVOS ESPECIFICOS

El diseño de esta prótesis es alcanzar una ergonomita muy versátil (en estructura, dimensiones

y peso) para que se adapte al tipo de persona que la requiera.

Será controlada por medio de los impulsos miolectricos que son generados por (células) las

neuronas esto se llevara a cabo por medio de electrodos colocados en los músculos (del

cuadriceps para el impulso hacia al frente, femoral para el impulso hacia atrás, músculo solio y

gemelos para el levantamiento de la pierna.

JUSTIFICACIÓN

Hoy en día la ciencia y la tecnología han crecido enormemente en la rama de la Medicina, por

ello está tesis está dedicada al diseño y fabricación de una prótesis mioeléctrica inferior, para

reducir el número de personas con problemas de discapacidad y así, puedan integrarse en sus

actividades cotidianas. La problemática de los discapacitados, y en especial de las personas

amputadas, es de gran impacto en nuestra sociedad. Las prótesis actuales plantean soluciones

que se alejan de las expectativas de un amputado, pero aún así, le dan consuelo y le permiten

mejorar su estética personal y ser útil. Dichas prótesis van desde los ganchos, hasta elaboradas

prótesis mioeléctricas, aunque estas últimas, por su elevado costo no son accesibles a la mayor

parte de los discapacitados.


ANTECEDENTES HISTORICOS Las prótesis de las culturas antiguas comenzaron con las muletas simples o tazas de madera y de cuero, se diseño tipo de muleta o de clavija modificada para liberar las manos para las funciones diarias. Con el nacimiento de las grandes civilizaciones de Egipto, Grecia y Roma se desarrollo el acercamiento científico hacia la medicina y la ciencia prostética. En la época donde no había poco desarrollo científico, no había muchas alternativas prostéticas disponibles para los amputados, excepto las piernas de clavija y los ganchos básicos de la mano, que solamente los ricos podrían producir. En 1509 se construyó una famosa prótesis de mano para el caballero alemán Götz von Berlichingen, llamado ‘Götz Mano de Hierro’: pesaba 1,4 Kg. y tenía dedos articulados que permitían empuñar una espada o una lanza. Del 1600s a los 1800s, vemos grandes refinamientos de los principios prostéticos y quirúrgicos en avance y fue aceptada la amputación como una medida curativa. El peluquero-cirujano francés Ambroise del ejército fabricaba las prótesis demostrando conocimientos de la función prostética básica y hacia los miembros residuales más funcionales, permitiendo que las prótesis fueran mejores. En 1696, Pieter Verduyn, cirujano holandés, introdujo la primera modificación, debajo de la prótesis de la rodilla, que lleva una semejanza llamativa a la prótesis de hoy de la articulación y del corsé con sus bisagras externas y ajustes del muslo. Mas adelante en ese siglo, Dubois Parmlee invento una prótesis avanzada que tenia un zócalo de la succión, rodilla polycentrica, y multiarticulada al pie; Gustav Hermann usando el aluminio en vez del acero. El cirujano del U.S.Army reconoció la carencia del cuidado para los amputados en América, este desarrollo contribuyo mas a la ciencia de la prótesis que cualquier otra ocurrencia en historia, hoy llamada Americana de Prosthetics y de Orthotics, a través de este foro los protesistas podían desarrollar programas éticos de los estándares, científicos y educativos, y construir a mejoras relacionadas con otros profesionales de la salud. A principios del siglo XIX un protésico alemán diseñó una mano con dedos que se extendían y flexionaban sin asistencia externa y que permitía sujetar objetos ligeros como plumas, pañuelos o sombreros. En 1851 un protésico francés inventó un brazo artificial formado por una mano de madera anclada a un soporte de cuero que se fijaba firmemente al muñón. Los dedos estaban semiflexionados, el pulgar giraba sobre un eje y podía presionar con fuerza sobre la punta de los otros dedos gracias a una potente banda de goma; esta pinza del pulgar se accionaba gracias a un mecanismo oculto desde el hombro contralateral. El mismo inventor diseñó una pierna artificial que reproducía la marcha natural y alargaba el paso. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

El miembro superior presenta muchas más dificultades para la implantación de prótesis, pues éstas deben llevar complejos mecanismos metálicos con articulaciones en codo y muñeca para permitir las rotaciones. Con la ayuda de mecanismos elásticos controlados por movimientos del hombro se puede mover la mano protésica y obtener una correcta pinza del pulgar. Las endoprótesis con buen resultado clínico son las de cadera, rodilla, hombro y codo. Se componen de una articulación artificial que es similar a la articulación natural.

Los materiales empleados buscan obtener una articulación de muy bajo coeficiente de fricción; se utilizan metales muy pulidos (acero inoxidable especial, aleación de cromo-cobalto-molibdeno o aleación de titanio) y un polímero plástico (polietileno) de muy alta densidad. Se anclan al hueso mediante cemento óseo (polimetil-metacrilato) o por integración de las superficies metálicas en el hueso. La cirugía de implantación de estos dispositivos ha permitido un gran cambio en la calidad de vida de muchos pacientes (al año se implantan alrededor de un millón de prótesis de cadera en el mundo).


EPOCA ACTUAL

Una ortesis es una ayuda que apoya una estructura especifica del cuerpo, los principios científicos fueron aplicados a la estructura y la ortesis del pie para desarrollar las ayudas del pie que pueden controlar realmente la función de pies, de piernas, de caderas, de la espalda, y del cuello. Desde el 1960, el arte de la fabricación ortesis de encargo se ha realzado continuamente de modo que sea, hoy es posible construir una ortesis que puede ayudar a corregir las deformidades del pie. El termino, ortesis funcional, utilizado actualmente para describir semirigido, contorneado o rígido, la placa puede ser aplicada de acuerdo a la alteración presentada pero, no obstante, todos los dispositivos de ortesis en el pie alteran la función de este. Las primeras plantillas fueron hechas por los mesoneros de meted de pelo de animal recuperado del granero local (mas adelante llamado fieltro). En un cierto plazo, los fabricantes de zapatos modificaron los cojines del pie del innkeepersa y comenzaron a agregar los materiales de cuero a los interiores de zapatos para crear un ajuste mejor, más cómodo. Las ayudas tempranas del arco fueron hechas por capas que laminaban de las tiras del cuero juntas, moldeándolas para calzar los últimos, y después formando la ayuda del arco a mano para usar los zapatos interiores. Por 1900 las amoladoras tempranas de la electricidad y del banco hicieron reducir cuero los dispositivos laminados mucho mas rápidamente y por lo tanto más comprable para la población en general. Además, materiales más ligeros y más suaves fueron combinados con los espacios en blanco de cuero para crear un nivel adicional de la comodidad. En los años 60 una nueva generación de termoplástica fue introducida al mercado, y hacer un molde como si fuera una reproducción de el pie, es muy liviano como el polipropileno, ortesicamente es fuerte, durable, al apoyar el pie y el cuerpo.


TIPOS DE ORTESIS Las ortesis son fabricadas por los laboratorios de ortesistas profesionales, la revisión detallada sobre 70 diversas invenciones registradas describen solamente dos técnicas de diseño básicas para la ortesis, una técnica construye un dispositivo colocando la masa o la sustancia en los arcos del pie; el otro fabrica placa contorneado a la superficie plantar del pie, al construir dispositivos ortesicos el punto estratégico es la masa para generar la ayuda a los arcos metatarsales longitudinales y transversales y laterales intermedios. Invenciones ortesicas anteriores utilizaron el pie de los pacientes, entonces impresiones individuales del pie y formulas para el tamaño del zapato para generar el diseño de su arco que apoyaba los dispositivos ortesicos, otras invenciones describen la fabricación de una placa contorneada a la superficie plantar del pie, usando técnicas que muelen y de compresiones para contornear el material a las impresiones del pie o a las coordenadas exploradas, esta placa contorneada fue estabilizada mas a fondo con un poste del talón diseñado para controlar la posición de la placa durante el cojinete del peso o la fase de la postura del ciclo del paso. Existen diseños desde 1924 que contorneo el metal, el caucho y la madera para tomar las impresiones de pies individuales, muchos laboratorios ortesicos, usando una variedad de plásticos e incluso de una imagen digital explorada como la impresión del pie utilizan actualmente el método contorneado de la placa de fabricación. Muchos tipos y combinaciones del material natural y sintético se han utilizado para construir los dispositivos, algunos materiales del uso que son suaves y dichos “amortiguadores del pie”. Otros utilizan el material que es altamente resistente a la deformación, con intento expresado a la ayuda o estabilización. PRÓTESIS DE RODILLA El estudio biomecánico de las prótesis de rodilla. Considerando el efecto de las cargas sobre ambos modelos en la fase de soporte unilateral a 0º y 15º de flexión, los desplazamientos, las tensiones en dirección vertical para el tejido óseo y las tensiones de Von Mises para los implantes protésicos. A pesar de las limitaciones del modelo biomecánico comparando el comportamiento estructural de la rodilla anatómica y la rodilla con artroplastia. En 1982, Lewis y cols. Realizaron un estudio tridimensional comparando el diseño de seis modelos de componentes tibiales diferentes. Analizaron la distribución de los estreses en el hueso esponjoso, en el cemento y en la interfaz cemento-hueso y aportaron las ventajas e inconvenientes de los distintos diseños en relación a la fijación del componente. Observaron que los componentes tibiales de metal producen menos estreses que los componentes de polietileno, principalmente en el cemento, en el hueso esponjoso y a nivel de la interfaz cemento-hueso. Y de todos ellos los platillos “metal-backed” con un solo poste de fijación son los que van a producir el menor nivel de tensiones.


En 1983, Murase y cols. Compararon mediante un modelo de componente tibial cementado con variantes de componente de polietileno y polietileno con metal; ambos con y sin poste

central de fijación. El soporte de metal en el componente tibial sin poste de fijación central reducía significativamente los niveles de estrés en el cemento y en el hueso esponjoso donde se apoyaba. Si a ello le añadían un poste largo de fijación con metal, los estreses disminuían de manera importante. El espesor del componente tibial no influía en las tensiones a nivel del cemento y del hueso, a excepción de las tensiones a compresión a nivel del hueso esponjoso de la tibia proximal que diminuían con los componentes reforzados y anchos. En 1986, Little y cols. Realizaron un modelo tridimensional de tibia proximal, como primer paso para posteriormente simular un modelo de prótesis de rodilla. La geometría la obtuvieron a partir de secciones digitalizadas coronales y transversales de una tibia de cadáver. Se consideró un comportamiento lineal, homogéneo e isótropo del modelo. Compararon sus resultados con modelos previamente publicados en 2D y estudios experimentales realizados con galgas. En 1990 Mintzer y cols. Realizaron un trabajo retrospectivo de 147 prótesis de rodilla estudiando la relación entre la pérdida ósea, el tipo de fijación (cementada ó superficie porosa) y el diseño del implante. También se estudió el momento de inicio de la pérdida ósea y su progresión en el tiempo. Observaron que en un 68% de los casos se producía una pérdida ósea a nivel de la cara anterior del fémur distal. La prevalecía de la pérdida ósea era independiente del tipo de fijación y del diseño del implante. Radio lógicamente se observaba durante el primer año del postoperatorio y no progresaba. La aparente pérdida de progresión podía deberse a un equilibrio en la remodelación ósea ante esta situación de tensión alterada. A pesar de no influir en el fallo de la prótesis de rodilla, comprometía la resistencia del fémur distal y podía producir un fracaso a nivel óseo en pacientes con osteoporosis durante ciclos de carga consecutivos. En 1992 Rakotomanana y cols. Compararon la trasferencia de cargas a través de la bandeja tibial en el hueso subyacente en dos modelos de prótesis de rodilla. Observaron que el pico de estreses que se producía en la interfaz por debajo de la bandeja metálica tibial era menor en la prótesis no cementada PCA (porous coated anatomic) que en la cementada MTTC (cemented metal tray total condylar). Los micro movimientos por cizallamiento se observaron en ambos modelos. El diseño de los componentes de las prótesis totales de rodilla tiene importantes consecuencias en la posterior función de la articulación, siendo la congruencia entre los mismos uno de los factores más relevantes. Pero también juega un papel importante el grosor del polietileno. Las alteraciones que se producen en las superficies articulares de las prótesis de rodilla aumentan con el tiempo de implantación, es decir, los ciclos de carga, y con el peso de los pacientes, es decir, el estrés causado por contacto. Por tanto el daño es causado por la fatiga provocada por los estreses cíclicos que soportan tanto la superficie como el interior del polietileno. Las prótesis de rodilla son mucho menos congruentes que las prótesis de cadera, tienen áreas de contacto significativamente menores y tienen que soportar mayor estrés.


Bartel y cols. (1995) Compararon las tensiones y las deformaciones relativas producidas por el contacto, en ocho modelos de prótesis coexistentes. Las condiciones del estudio han sido las peores, es decir para un polietileno del menor espesor disponible, con la rodilla en flexión y en

máxima carga. El estrés de contacto era mayor en aquellos modelos que presentaban superficies articulares poco congruentes. La fatiga era mayor en los componentes no conformados que en aquellos otros que si lo estaban. Las máximas deformaciones relativas ocurrieron donde las tensiones de Von Mises eran mayores, es decir a 1 ó 2 mm por debajo de la superficie articular. En este estudio se confirma las ventajas de los diseños de prótesis de rodilla con mayor congruencia en las superficies articulares y mayor espesor del componente de polietileno. Postak y cols. (1994) Estudiaron la influencia de la geometría en la distribución de los estreses y las áreas de contacto en ocho modelos de prótesis de rodilla, a 0º, 60º y 90º de flexión. Elbert y cols. (1995) Estudian el estrés producido a nivel de la femoropatelar con la rodilla en flexión, en dos diseños de implantes rotulianos, ambos con soporte metálico. Se simula un contacto simétrico en los dos cóndilos femorales. El diseño de superficie cóncava aumenta la superficie de contacto con una menor producción de estrés. Una patela de poco espesor disminuiría el grado de desplazamiento y el área de contacto y aumentaría las tensiones de contacto. Sólo se estudia la influencia del diseño de la geometría de superficie de la rótula. Las propiedades del polietileno también son importantes y también cambian. Parece razonable pensar que este factor también va a afectar las tensiones en la rótula. Taylor y cols. (1998) Estudian la relación entre las tensiones a nivel de hueso esponjoso de la tibia proximal y migración protésica. El soporte metálico en el componente tibial y el vástago tibial reducen los estreses, pero el implante cementado es el que menores estreses produce en el hueso esponjoso. La morfología de la superficie del implante influye en las tensiones producidas por las prótesis “press-fit” a nivel de la tibia, sin embargo no influye en las tensiones producidas por las prótesis cementadas. Si el área de contacto prótesis-hueso disminuye, el pico de estreses en hueso esponjoso aumenta un 243%. Yuan y cols. (2000) Determinan la presión hidrostática y la velocidad del fluido, además de las tensiones y deformaciones producidas en un momento de carga a nivel del platillo tibial. Observan que se produce un flujo de fluido y de partículas a nivel de la interfaz pero extremadamente lento, excepto en la periferia. Por tanto, la reabsorción ósea inducida por partículas parece poco probable. Concluyen que el tipo de tejido de la interfaz y de aflojamiento protésico está influido por variables mecánicas como las deformaciones de los tejidos peri protésicos y la velocidad del fluido intersticial. Perillo-Marcone y cols. (2000) Estudian la influencia de la orientación del platillo tibial en los estreses a nivel de la tibia proximal, en un modelo de implante cementado. Los resultados sugieren que la orientación del platillo tibial en valgo produce menor tasa de migración y menor incidencia de aflojamiento.


PROTESIS Y COMPONENTES POR DEBAJO DE LA RODILLA Los componentes básicos de las prótesis por debajo de la rodilla se muestran en la figura 1. Son el pie y tobillo, la pierna, el encaje y el sistema de suspensión.

CONJUNTO PIE-TOBILLO Los dos conjuntos de pie y tobillo más usados en las prótesis por debajo de la rodilla (y también en las prótesis por encima de la rodilla) son: con articulación de eje sencillo y con pie SACH no articulado. Otro tipo, usado menos frecuentemente, es el montaje del pie y tobillo de eje múltiple. MONTAJE DEL PIE Y TOBILLO CON EJE SENCILLO (FIGURA 2) En esta unidad, la base del pie se conecta al bloque del tobillo por un tornillo. El eje transversal del tobillo permite que el pie haga la flexión plantar y la dorsiflexión alrededor de un eje. Mientras el pie realiza la flexión plantar, se comprime un pequeño cilindro de goma colocado detrás del eje del tobillo, ofreciendo resistencia al movimiento. A este respecto, la acción del cilindro de goma corresponde a la acción de los flexores dorsales del pie en la pierna intacta. La goma permite un movimiento de 15° de flexión plantar. En dirección opuesta, el movimiento se frena por un tope que está colocado delante del eje del tobillo. El tope de dorsiflexión es de goma, fieltro 0 plástico. La capacidad de dorsiflexión del pie protésico no excede normalmente los 5°. Ya que los dedos del pie deben doblarse durante la fase de despegue de la marcha y volver a una posición neutra, esta acción se puede llevar a cabo por medio de una articulación de los dedos con un tope de goma, como se muestra en la figura 2, 0 por una parte flexible del pie en los dedos, como se muestra en la figura 3. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

MONTAJE PIE-TOBILLO SACH (FIGURA 4) El montaje pie-tobillo SACH (tobillo sólido con talón blando) consiste en una quilla de madera con material flexible alrededor de la quilla, un trozo de balata que pasa por debajo de la quilla y se extiende hacia adelante hasta los dedos, un tornillo que sujeta el pie a la pierna y un talón blando comprimible. El pie SACH permite el movimiento debido a la compresión selectiva de los materiales de los cuales se fabrica, y no por el movimiento articulado de sus segmentos. El talón blando tiene diferentes grados de compresión que se seleccionan en base al nivel de amputación, el peso del cuerpo y la capacidad de control de la prótesis por el paciente. Como el montaje pie-tobillo no tiene articulaciones móviles, la unión entre el pie y la pierna es perfecta.

El montaje pie-tobillo SACH también puede fabricarse con la quilla de madera externa (figura 5). Siendo la quilla más ancha, se reduce el movimiento medio lateral que se produce usando la quilla interna, y debe tenerse en cuenta para los pacientes que necesitan una mayor estabilidad. Desde que la cubierta de plástico laminado de la pierna puede extenderse hasta el talón blando y la planta del pie, se han mejorado las características cosméticas de la unidad.

El montaje pie-tobillo SACH. Es el sistema de elección para la mayoría de las prótesis por debajo de la rodilla con corsé de suspensión de muslo. Las ventajas del pie SACH son su sencillez, que no tiene partes móviles, que no necesita reparaciones, que tiene buena apariencia y que está bien moldeado para zapatos de tacón alto. La gran desventaja es que no puede variarse el grado de flexión plantar o la dorsiflexión. Algunos pacientes de edad tienen dificultades si la compresión del talón es insuficiente al apoyarse en él. Este problema se hace todavía mayor si hay una pérdida gradual de su elasticidad.


MONTAJE PIE-TOBILLO DE EJE MÚLTIPLE El montaje pie-tobillo de eje múltiple permite movimientos en cualquier dirección, es decir, flexión plantar, dorsiflexión, inversión, eversión y una pequeña rotación alrededor del eje vertical. Hay un modelo en que estos movimientos dependen de una pieza de goma compresible con un cable flexible a través de ella, situado entre la pierna y el pie, como se muestra en la figura 6. Un cable posterior permite variar la flexión plantar y la dorsiflexión, que puede acortarse o alargarse. La pieza de goma del tobillo tiene un agujero hecho en su parte posterior y así ofrece menos resistencia a la flexión plantar que a la dorsiflexión, lo cual es una característica esencial de todos los montajes pie-tobillo. El extremo inferior del bloque del tobillo tiene un arco curvo metálico que reposa en el bloque de goma en arco. La superficie curvada permite al pie rotar sobre el eje transversal en la articulación del tobillo, y así puede realizar la flexión plantar y una dorsiflexión suave. El eje transversal de la articulación del tobillo está situado en un receptáculo flexible de la articulación. La flexibilidad de este receptáculo permite un movimiento medio lateral y una suave rotación en el plano horizontal.

Una ventaja de este montaje pie-tobillo de eje múltiple es que se acomoda a cualquier superficie mejor que cualquier otro tipo de pie protésico. También absorbe algunas de las fuerzas de torsión creadas durante la marcha, reduciendo el momento del muñón con el encaje. Las desventajas son que es más voluminoso que el pie de eje sencillo, que requiere más cuidados y que puede ser más ruidoso y menos cosmético. Por otro lado, permite una gran amplitud de movimiento y puede llegar a crear inestabilidad en algunos pacientes con poca estabilidad.


PIERNA La pierna puede ser una construcción exoesquelética (crustácea) o endoesquelética (central). Como estructura, la pierna mantiene la relación espacial fija entre pie-tobillo y transmite el peso sobre el pie y tobillo. En la pierna exoesquelética, el espacio entre el bloque del tobillo y el fondo del encaje está hueco, y el peso lo soportan las paredes de la pierna (figura 7). El tipo de pierna endoesquelética consiste en un tubo de metal conectado al pie-tobillo y a las estructuras superiores. En la prótesis por debajo de la rodilla, el tubo está conectado al montaje pie-tobillo y al encaje. Este tipo de prótesis de carga central se usa especialmente en prótesis inmediatas y en prótesis modulares. En las prótesis definitivas se aplica sobre el tubo de apoyo una cubierta de espuma blanda conformada para conseguir un efecto estético perfecto. (El concepto modular se explica más

adelante, en Construcción modular").

EL ENCAJE El encaje transmite las fuerzas de la carga en el miembro amputado y transmite estas fuerzas desde el miembro para controlar y mover la prótesis. Antes de 1958, la mayoría de las prótesis por debajo de la rodilla utilizaban un encaje que estaba tallado en una pieza de madera. Por razones que están detalladas en el capítulo de "Biomecánica de las prótesis por debajo de la rodilla", si se usaba el encaje sólo para transmitir el peso del cuerpo, las paredes del encaje producían unas presiones excesivas en el muñón. Para reducir estas presiones, estas prótesis requerían un corselete de muslo que descargara parte del peso. Otra desventaja de este tipo de encaje era el tener el extremo inferior abierto, sin contacto con el final del muñón. Esta falta de contacto total tiende a causar edema en el extremo del muñón, lo cual se agravaba por el efecto de constricción del corselete de muslo. En gran parte, las desventajas de aquel tipo de encajes se resolvieron con el encaje de apoyo en el tendón rotuliano (PTB) para prótesis por debajo de la rodilla, que fue desarrollado en el


Laboratorio Biomecánico de la Universidad de San Francisco. Después de su introducción en 1958, este tipo de prótesis fue muy bien aceptado en todo el mundo. En años recientes, se han introducido algunas variaciones que han mejorado su utilización. Las características del encaje PTB por debajo de la rodilla tienen muchas variaciones, como se explica más adelante. Encaje de apoyo en el tendón rotuliano (PTB). El encaje PTB se hace de plástico moldeado o laminado que proporciona una adaptación íntima sobre toda la superficie del muñón, incluyendo el extremo distal. La pared anterior del encaje es lo suficientemente alta como para abarcar la mitad distal de la rótula, mientras que la pared posterior más alta que la protuberancia interna del encaje a nivel del tendón rotuliano. Las paredes mediales y laterales están un poco más altas que la pared anterior Figura 8 para controlar las fuerzas medio laterales aplicadas al muñón, y con ello, mejoran la estabilidad en este plano. El encaje básico PTB lleva un revestimiento interno blando (figura 8).

El encaje está moldeado de forma que una parte importante del peso sea a través del tendón rotuliano y del contorno interno de la tibia. A causa de que el encaje es biomecánicamente más eficiente que los antiguos, al distribuir mejor las fuerzas de carga en el miembro amputado, se puede eliminar en la mayoría de los casos el corselete de muslo, y suspender la prótesis por una simple correa que envuelve el extremo inferior del muslo, justo por encima de la rótula. El encaje PTB consigue un contacto total con el muñón. Esto ayuda a evitar el edema, consigue un área más amplia de apoyo (aunque el extremo del muñón no puede tolerar demasiada presión), y consigue una mejor información sensorial a causa de la gran área de contacto entre el miembro amputado y el encaje. Se han producido algunos cambios de la PTB original, aunque estas innovaciones no afectan los principios básicos en que se fundamenta la fijación y la alineación de la PTB, pero varían las características de transmisión del peso y de la suspensión. Encaje con almohadilla de aire. Uno de los diseños de encaje PTB almohadillado con aire, consiste en una funda elástica interna impregnada de goma de silicona, con una cubierta externa rígida. Una cámara cerrada, entre estas dos paredes, contiene aire a presión atmosférica. El soporte distal lo proporciona la tensión del propio manguito y la compresión del aire contenido en la cámara (figura 9).


Las ventajas del encaje con almohadillado de aire son la posibilidad de una carga distal mayor que mantiene el contacto distal aunque el volumen del muñón varíe, y hay menos molestias en la piel. El incremento de la carga distal favorece la circulación y no necesita tanta carga proximal. Los inconvenientes son que es complicada de fabricar y que una vez fabricada son muy difíciles las modificaciones. No está indicada para un amputado reciente que puede tener cambios muy rápidos en el muñón.

Encaje rígido. Otra variante en el diseño de la prótesis básica PTB es el encaje rígido, en el que se elimina el revestimiento blando. Algunos encajes duros llevan incorporada una almohadilla blanda en el extremo distal. Por lo general, se usan para aquello amputados que consiguen un muñón bien cubierto de tejidos blandos. Si hay graves problemas de transpiración, el encaje rígido permite el uso de una construcción porosa de plástico que ayuda a la transmisión del calor. El encaje duro se usa menos, y en algunos casos, está contraindicado en pacientes de edad con pocos tejidos blandos en el muñón y para pacientes con problemas vasculares continuos, muñón sensible o de tamaño variable. En estos individuos es preferible un encaje blando. Otras variaciones del encaje. Además de las variaciones antes descritas, que están relacionadas principalmente con las características de transmisión del peso, hay otras variaciones del encaje básico PTB que se refieren a la altura de las paredes anterior, media y lateral, para conseguir una mejor suspensión. Estos diseños relacionados con la suspensión, se describen en la sección siguiente.


SISTEMAS DE SUSPENSION Correa de suspensión La prótesis básica PTB está suspendida por medio de una correa supracondilea (figura 10), la cual está sujeta al encaje en las áreas posteromedial y posterolateral, y envuelve el muslo justo por encima de los epicondilos femorales y la rótula. Este tipo de sujeción sirve inicialmente para sujetar la prótesis al muñón. Proporciona también ayuda a la estabilidad mediolateral de la rodilla y a la limitación de la hiperextensión. La mayoría de los amputados, con la posible excepción de los que tienen muñones muy cortos o dolorosos, toleran bien las presiones del encaje con este tipo de suspensión. Sistema supracondilar (SC) La suspensión supracondilar tiene las paredes mediales y laterales más altas que las del diseño FTB original. Las paredes cubren totalmente los epicondilos femorales y terminan proximal con una circunferencia más pequeña que los ápices de los condilos. Una vez colocada la prótesis, no puede resbalar sobre los condilos. Para facilitar el ponerse la prótesis, hay dos tipos de encajes. El primero lleva consigo que la forma de la pared medial del encaje permita que los condilos relativamente prominentes entren en el encaje. Una vez que el amputado ha insertado su miembro en el encaje, el espacio se llena con una cuña móvil de plástico que se inserta entre la pared del mismo y el epicondilo medial (figura 11). Otro método utiliza una pared móvil que está conformada de forma que se adapte firmemente sobre el área del epicondilo medial, y se mantiene en posición por una barra de acero que se fija fácilmente dentro de un canal en la porción proximal del propio encaje (figura 12). La pared es móvil para permitir que el mufión se inserte en el encaje y poderla reponer después que el muñón esté encajado.


Sistema supracondilar / suprarrotular (SC/SP) El sistema de suspensión supracondilar / suprarrotular ~ (SC/SP) tiene el encaje con paredes mediales y laterales altas como el sistema supracondilar, pero tiene un forro móvil y blando que permite al miembro amputado pasar el borde proximal del encaje. Además, la SC/SP tiene la pared anterior muy alta que cubre toda la rótula (figura 13). Ambas variantes de la suspensión dan una gran estabilidad medio lateral en la rodilla y eliminan la correa de suspensión. La pared anterior de la SC/SP no sólo ayuda a mantener la prótesis en el miembro sino que evita cualquier tendencia al recurvatum. Estas variantes son más difíciles de construir que el modelo standard PTB. Los bordes proximales de ambas, la SC con cuña medial y la SC/SP son más abultados mientras que la SC/SP restringe la flexión, especialmente al ponerse de rodillas.


Corselete de muslo El corselete de muslo está sujeto al encaje y a la pierna por medio de dos barras laterales con articulación en la rodilla (figura). Además de mantener la prótesis en la pierna durante la fase de balanceo, el corselete recibe parte del peso del cuerpo y ayuda a la estabilidad durante la fase de apoyo. En algunos casos, se ayuda a mantener la suspensión por medio de un cinturón flexible y unos tirantes. Los tirantes se sujetan a la pantorrilla de la prótesis y, por una correa elástica, al cinturón.

La correa elástica tira hacia arriba de la prótesis ayudando a la suspensión, además, cuando la rodilla está flexionada, la correa elástica se estira y la tensión ayuda a la extensión que se realiza desde la cara posterior del corselete del muslo a la pantorrilla que controla la extensión total de la rodilla, evitando que los topes metálicos de la articulación de la rodilla entren en contacto de forma brusca y causando ruidos. En vista de que la articulación de la rodilla humana no es una articulación simple de un solo eje, se producen movimientos entre la prótesis y el miembro cuando se usen las articulaciones mecánicas de eje sencillo. Este movimiento relativo puede causar rozaduras, irritaciones y presiones en el muslo. Otras desventajas del corselete de muslo son que abulta, que aumenta el peso de la prótesis, que su efecto-de constricción puede producir atrofia en el muslo y que puede aumentar el edema que puede haber en el miembro amputado.


Construcción modular o endoesquelética. El concepto básico del diseño modular de las prótesis lleva consigo la utilización de componentes intercambiables standardizados que pueden unirse para construir una prótesis según las necesidades de los amputados. Existen varios sistemas modulares. Aunque hay diferencias en estos sistemas, también hay ciertas partes básicas similares: 1. La utilización de una pieza tubular estructural que constituye el esqueleto interno, y al que se puede sujetar fácilmente las piezas pie-tobillo y rodilla, y el encaje. 2. Una cubierta de material blando sobre la estructura esquelética que da una apariencia natural. 3. Incorporación de piezas para modificar la alineación de la prótesis. La figura muestra los componentes básicos de una prótesis modular por debajo de la rodilla. Cuando se ha completado el proceso de alineación y fijación, se quita el exceso de madera que sirve para conectar el encaje y la pieza tubular. Se monta una cubierta cosmética blanda sobre el encaje y la pierna endoesquelética, como se muestra en la figura, y se da forma a la cubierta cosmética para conseguir una buena estética.


PROTESIS EN EL MERCADO

Introducción La C-Leg® (Computerized Leg) es el primer sistema de articulación de rodilla con control hidráulico de la fase de apoyo e impulsión regulado de modo electrónico. Una compleja sensorica asimila los datos de cada fase de la marcha. Forman la base para optimizar las resistencias hidráulicas de movimiento según la marcha individual de cada paciente. El técnico ortopédico realiza la regulación fundamental con un software en un PC. El paciente se puede mover con la C-Leg® en diferentes velocidades de la marcha de forma segura y sin problemas. Tanto durante una marcha confortable sobre diferentes superficies así como al bajar escaleras alternando los pasos (fig. 286).

Fig. 286

El grupo de investigación comenzó este proyecto a finales de los años 80 en la Universidad de Edmonton, Albera/ Canadá [34] y Otto Bock lo desarrollo para realizarlo como fabricación en serie. La C-Leg® se considera como un paso cuántico en la evolución de la protética de miembro inferior, puesto que representa la mayor aproximación a la marcha natural hasta ahora conseguida.


Construcción y funcionamiento La C-Leg® es una construcción monocéntrica de articulación de rodilla, que se compone de los siguientes elementos mecánicos (Fig. 287).

El chasis de carbono (1) está unido a la parte superior de la articulación (2) como estructura-soporte. La abrazadera distal (3) sujeta el adaptador tubular (4) con sensor momentáneo integrado. En el chasis de carbono se han introducido la hidráulica (5) con los motores asistidos.

Fig. 288: Montaje y principio de trabajo de la C-Leg®: 1) procesador principal con intercambiador A/D, 2) procesador de válvulas, 3) sensor para momento de tobillo, ángulo de rodilla y estado del acumulador, 4) cargador Procesador principal A/D Procesador de válvulas Cargador Acumulador. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Principio de montaje: Componentes electrónicos, sensórica para momento de tobillo Ángulo de rodilla la electrónica y el acumulador. El funcionamiento de la prótesis se optimiza basándose en los datos previamente medidos, puesto que la sensórica incluida en la construcción reconoce en que fase del paso se encuentra el paciente en cada momento. Las señales entrantes reflejan el momento anterior y posterior de flexión MF, que se produce en la zona del tobillo así como el ángulo de flexión K y su velocidad correspondiente de la articulación de rodilla (fig. 289). Unas cintas de medición de extensión en el tubo de la pantorrilla y un sensor del ángulo de la rodilla ofrecen las medidas al microcontrolador, que localizan las resistencias requeridas para el movimiento. Los motores asistidos desplazan de forma correspondiente las válvulas de la hidráulica para realizar la amortiguación necesaria de flexión y extensión (fig. 288). Al pisar con el talón, la amortiguación hidráulica de la fase de apoyo proporciona seguridad a la rodilla. Se desactiva al finalizar la fase de apoyo cuando se carga el antepié y así iniciar la fase de impulsión con un mínimo de energía. La regulación del movimiento de la fase de impulsión se lleva a cabo en tiempo real, independientemente de que el paciente camine rápido o despacio. El talón nunca oscila demasiado hacia atrás y la prótesis alcanza a tiempo – sin que el límite del movimiento parezca brusco – una posición de extensión, de manera que se reduce la energía necesaria para la actividad. Para el control del sistema electrónico se emplea un software grabado en los microcontroladores y que coordina todos los procesos de medición y regulación. En espacios de tiempo de 20 milésimas de segundos se localizan ángulo y momento para seguir siendo procesados. En el eje de la rodilla está integrado un acumulador de litio que abastece con energía durante las 24 horas y que el paciente debe cargar a diario (fig. 290).


Tiempo de carga y capacidad del acumulador

Montaje, proceso de tratamiento, ajuste. Para garantizar la seguridad del paciente y asegurar una elaboración y regulación exacta de la C-Leg®, está indicada la participación previa del técnico ortopédico en un curso intensivo. La utilización del software SLIDERS para la regulación de los parámetros de la C-Leg® sólo está permitida a personas autorizadas. Durante el curso sobre la C-Leg® el usuario recibe una clave. El proceso en la aplicación de la C-Leg® y cada una de los pasos, incluyendo las recomendaciones de seguridad están descritas en las instrucciones de uso [25]. A continuación se muestran algunos puntos como ejemplo. Según la longitud de la pantorrilla se elige para el paciente un adaptador tubular o de torsión. Los tubos no pueden ser recortados, puesto que se podría dañar la unidad de medición que llevan incluida. Para la unión con la C-Leg® se introduce el enchufe del cable situado en el adaptador en el casquillo (fig. 291), sujetando a continuación el tubo con la abrazadera. En la escala numérica se pueden visualizar tanto la longitud y la rotación exterior (fig. 292). Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Para la unión con el PC se realiza una conexión (fig. 293) con el cable de comunicación situado en el encaje protésico. Después de realizada la instalación se puede abrir el programa. Una vez introducido el nombre del usuario y su contraseña, se crea el contacto con la C-Leg® . En primer lugar se colocan todas las señales a cero (zero setting) para calibrar la sensórica. El paciente se sitúa entre las barras paralelas o sujetándose a muletas con la prótesis extendida y descargada, manteniendo el pie protésico sin tocar el suelo (fig.293).

Setting” se ha de realizar después de llevar a cabo el primer montaje y después de cada desconexión de los enchufes entre C-Leg® y adaptador tubular. Para regular la carga máxima, el paciente coloca la prótesis dando un paso hacia atrás y carga el antepié con todo su peso corporal (Fig. 295).


En el PC se desplaza el indicador de la “carga máxima” hasta llegar al valor indicado. Para el control dinámico, es decir para cambiar a la fase de impulsión, el paciente da algunos pasos entre las barras paralelas (Fig.296).

El diodo iluminado “carga de los dedos” se desplaza en dirección al valor máximo y cambia de color cuando llega al valor previamente regulado. La regulación de la amortiguación de la fase de apoyo se realiza cuando el paciente se sienta. Éste percibe el efecto de seguridad que proporciona la resistencia de la flexión. Se consigue una regulación óptima si se realiza en superficies pendientes o bajando escalones (fig. 297).

Para el control de la fase de impulsión no sólo son determinantes la carga de los dedos y el ángulo de la flexión, sino que también la velocidad del ángulo. Las resistencias de movimiento necesarias se cambian automáticamente durante el paso por las correspondientes medidas. Junto a la ya conocida regulación de la resistencia de extensión y flexión, el técnico ortopédico regula en la C-Leg® un factor dinámico y una amortiguación adicional a partir del ángulo de la rodilla para optimizar la flexión. De este modo se asegura que el paciente pueda comenzar la flexión con facilidad y que la resistencia de la flexión sólo aumenta si es necesario por el movimiento de la pantorrilla. Esto ahorra energía al caminar y mejor el proceso Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

del movimiento. Una vez regulada, la C-Leg® se acopla automáticamente al perfil de requerimientos del paciente. Durante la aplicación de la electrónica se exige una gran seguridad en el mecanismo. Especialmente en la seguridad de la fase de apoyo. Se requiere minuciosidad por parte de todos los implicados, incluyendo el paciente, para evitar errores. La C-Leg® incluye una señal acústica y un indicador por vibraciones, que informan al paciente sobre el grado de carga en el que se encuentra el acumulador o si presenta algún fallo. Si el acumulador está completamente descargado (más o menos pasadas 30-35 horas de funcionamiento), la C-Leg® cambia a un modo de emergencia, con el que el paciente obtiene un alto nivel de seguridad en la fase de apoyo. Ventajas de este sistema en comparación con el nivel que se tenía hasta el momento en la técnica protésica [20]: · El seguro electrónico en la fase de apoyo reduce el esfuerzo del paciente para su estabilidad · Es posible una flexión en la fase de apoyo · Se facilita el proceso de bajar escaleras y rampas, descargando así la pierna contra lateral. Ligera introducción en la fase de impulsión, reduciendo así la energía necesaria. Se consigue una imagen simétrica y armónica de la marcha en todas las fases de la marcha. Con el nuevo modo especial se facilita la realización de actividades adicionales, como por ejemplo el mantenerse de pie con la rodilla bloqueada, montar en bicicleta sin amortiguación de la fase de apoyo o esquiar con una limitación definida de la flexión. En general, esta nueva tecnología de prótesis ofrece al paciente mayor seguridad, más calidad de vida e independencia.


APLICACIÓN Para ofrecer la máxima comodidad al amputado, algunas prótesis se adaptan inmediatamente después de la cirugía. Se aplica un vendaje rígido que sirve de apoyo al dispositivo protésico temporal. En algunos casos se utilizan prótesis mioeléctricas para el miembro superior: sensores especiales reciben los estímulos nerviosos de los muñones musculares, se amplifican y sirven para controlar pequeños motores que mueven las diferentes partes de la prótesis. Se están creando unidades especiales para la aplicación de exoprótesis; son interdisciplinarias, con la participación de médicos, cirujanos, rehabilitadores, fisioterapeutas y mecánicos protésicos; con ello se persigue la mejor adaptación de la prótesis al amputado y su control posterior.


Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir,R.



GENERACION 2004

Enbrla Dfu

ANÁLISIS CORPORAL ANÁLISIS NEURONAL

García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004

este capítulo daremos unaeve introducción de la función y confiabilidad de la prótesis.

iseño, características físicas yncionales como son : o Peso corporal como máximo o Material utilizado o Control o Peso propuesto o Fuente de alimentación

INTRODUCCION Para las personas quienes han perdido sus rodillas biológicas, la función y confiabilidad de las rodillas mecánicas en sus prótesis, es críticamente importante. Sin embargo, ningún dispositivo, actualmente disponible y hecho por el hombre, puede reemplazar el control voluntario subconsciente del movimiento de rodilla, que tenemos sobre nuestras partes corporales naturales. Por consiguiente, el protesista y la persona amputada deben seleccionar la mejor de las alternativas disponibles, comprendiendo que aun con la tecnología disponible mas avanzada, la caminata con una rodilla protésica requiere concentración y práctica, así como mayor confiabilidad sobre el lado no amputado.

El ciclo de marcha puede ser dividido en dos partes; el período cuando la pierna está sobre el terreno soportando el cuerpo es llamado "fase de estancia", mientras el tiempo que está despegado del terreno es llamado "fase de oscilación."

. Una vez que las necesidades biomecánicas del individuo, en ambas áreas, han sido clarificadas entonces el protesista puede sugerir la rodilla artificial que proporcione la función necesaria.

. Como regla general, mientras más limitados sean los objetivos de marcha de una persona, la prótesis será más simple y menos cara.

Uno de los requerimientos obvios más importantes es que durante la fase de estancia la prótesis permanezca lo suficientemente estable, y así la persona no sufra una caída mientras camina.

Tomando en cuenta las causas y el número de personas que hoy en día sufren de alguna amputación de extremidad inferior, es por ello que optamos el llevar a cabo el diseño y fabricación de una prótesis denominada “mioléctrica”.

Una vez efectuado un estudio de mercado con el cual obtuvimos como resultado, que las causas principales de amputación estriban por enfermedades como la diabetes (como principal causa), accidentes automovilísticos, etc. Las edades de las personas discapacitadas oscilan en un rango entre los 40 y 60 años de edad, en los cuales se presenta esta deficiencia, con un promedio de peso corporal de 70 Kg. hasta 100 Kg. Dentro de este rango abarcamos los tres tipos de complexión morfo (cuerpo delgado), mesomorfo (cuerpo atlético) y endomorfo (cuerpo robusto).

Haciendo una comparación con las prótesis ya establecidas en el mercado, estas tienen un costo muy elevado y son de difícil acceso para los discapacitados. Son de origen Alemán, y Estadounidense, con un peso estimado de 800 grs., fabricadas de acero inoxidable y aluminio; el tipo de impulsión es neumático o mecánico en su totalidad.


Es por ello que al contemplar todos estos, aspectos la prótesis que nosotros diseñaremos y fabricaremos, será de tipo de impulsión mio-eléctrico, además de abarcar todos estos aspectos:

Soportará el peso corporal de 100 Kg. como máximo.

Será fabricado del material DURA-ALUMINO.

Tendrá un control mio-eléctrico.

El peso total propuesto de la estructura de 1.250 Kg.

Una fuente de alimentación de litio de 12 v. con 8 hrs. de duración.

Nota: El diseño de esta prótesis podrá ser ajustable para las diferentes estaturas de los discapacitados.


ANTECEDENTES

En el año de 1666 el italiano Fransesco Redi asoció una actividad eléctrica con el tejido muscular. En 1791, Luigi Galvani corroboró este hecho en sus experimentos con ranas. En 1849, DuBois Raymond encontró que podía ser detectado una señal eléctrica en la musculatura humana durante su contracción voluntaria. Este descubrimiento tuvo que esperar el desarrollo de diversas herramientas tecnológicas, durante ocho décadas, para que los implementos introducido por Adrian y Bronk en 1929, dispararan la imaginación de investigadores clínicos.

Desde mediados de los años 40’s y mediados de los 50’s, fue cuando se encontró y comenzó a estimar ampliamente la relación monotonica entre la amplitud de la señal mio-eléctrica, la fuerza y la velocidad de una contracción muscular. En la década de los 60’ se dio un gran avance, cuando De Luca y Lindstorm introdujeron un modelo matemático que explicaba varias propiedades de las señales mio-eléctricas en el dominio del tiempo y la frecuencia respectivamente.

Las prótesis fueron desarrolladas para la funcionalidad y apariencia cosmética del individuo. Al inicio de la segunda guerra mundial, creció el número de personas que sufren de alguna amputación, por lo que se idearon diferentes procedimientos gracias al resultado del trabajo en conjunto de prótesis tas y cirujanos. Comenzaron a introducirse prótesis de metal, los movimientos mecánicos eran realizados mediante cables, teniendo que cambiar de posición alguna parte del cuerpo, usualmente los hombres. A principio de ka década de 1960 hasta nuestros días, gracias a la mejora continua y miniaturización de las partes mecánicas y eléctricas, se propuso a utilizar el potencial generado por los músculos cuando estos eran contraídos, por lo que se inicio las eras de las prótesis mio-eléctricas.


Primeramente definamos ¿Qué es una prótesis?:

Definición de Prótesis.

Dispositivos mecánicos diseñados para reproducir la forma y/o la función de un miembro (o parte de él) ausente. Hay dos grandes tipos: endoprótesis y exoprótesis. Las primeras se implantan mediante cirugía, se anclan al hueso y sirven para sustituir una articulación dañada por artrosis, artritis, traumatismo u otras enfermedades. Las exoprótesis sirven para sustituir un miembro amputado.

Para nuestro caso en particular definamos ¿Que es un prótesis mio-eléctrica?

La palabra mio-eléctrica significa: mio = músculo, eléctrica = electricidad; entonces definamos lo que significa:

Es un dispositivo mecánico y eléctrico que semeja la forma y funcionamiento de un miembro del cuerpo ausente, su funcionamiento se centra en la captación de los pulsos eléctricos que se generan en los músculos del cuerpo para efectuar un movimiento.

Para el desarrollo de este proyecto y para su buena comprensión el contenido será dividido en tres áreas específicas:

Electrónica

Mecánica

Bioingeniería


ANALISIS FISIOLOGICO

ACTIVIDAD MUSCULAR

La actividad muscular depende del sistema nervioso, ya que la contracción del músculo se produce ante el estimulo que reciben las fibras musculares del nervio motor en la placas motoras.

El impulso eléctrico que llega hasta la terminación nerviosa provoca la salida de un neurotransmisor, la acetilcolina, que actúa sobre las fibras musculares modificando la permeabilidad de la membrana al sodio, que al ingresar en la célula provoca el estimulo de contracción.


Aproximadamente el 40% del cuerpo esta formado por músculo esquelético, y casi otro 10% por músculo liso y cardíaco. En la mayoría de los músculos, las fibras se extienden por toda su longitud, excepto un 2% de fibras que se hayan inervadas por una única terminación nerviosa localizada en su centro.

El sarcolema.

Es la membrana celular de la fibra muscular. Consiste en una autentica membrana celular, llamada membrana plasmática, y un revestimiento externo de material polisacárido que contiene numerosas fibrillas de colágeno. En el extremo de la fibra muscular la capa superficial del sarcolema se funde con una fibra de tendón, y las fibras del tendón, a su vez, se unen haces que forman los tendones musculares, que se insertan en los huesos.

Mío fibrillas y filamentos de actina y de miosina.

Cada fibra muscular contiene entre cientos y miles de mío fibrillas, que son pequeños puntos en el corte transversal del músculo. Cada mío fibrilla, a su vez, contiene unos 1500 filamentos de miosina y 3000 filamentos de actina, que son polímeros proteicos responsables de la contracción muscular.

Los filamentos de actina y miosina se entrelazan parcialmente, lo que hace que la mío fibrillas posean bandas claras y oscuras alternas. Las claras contienen solo filamentos de actina y se denominan bandas I porque son anisotropicas a la luz polarizada.

La parte de mío fibrilla (o de fibra muscular) aunque se encuentra entre dos discos Z sucesivos se llaman sarcomera . Cuando la fibra muscular posee la longitud máxima del estado de reposo, la longitud de la sarcomera es de unas dos micras. Con esta longitud, los filamentos de actina se superponen completamente a los de miosina, en tanto que los de actina solo se superponen levemente entre si.

Sarcoplasma

Las mío fibrillas están suspendidas dentro de la fibra muscular en una matriz denominada sarcoplasma, formada por los elementos intracelulares habituales. El líquido del sarcoplasma contiene grandes cantidades de potasio, magnesio, fosfato y enzimas. También hay un número enorme, de mitocondrias situadas entre las miofibrilas y paralelamente a las mismas, situación que indica la necesidad que tienen las mío fibrillas que se contraen de grandes Cantidades de ATP producido por las mitocondrias.


CONTRACCION MUSCULAR

Tejido Muscular

El tejido muscular se caracteriza por su poder de contracción y su propiedad de transmitir la conducción de los impulsos nerviosos.

Se distinguen tres tipos de tejido muscular: El tejido muscular estriado esquelético, el tejido muscular cardiaco, y el tejido muscular liso.

Mecanismo General de la Contracción Muscular

El comienzo y ejecución de la contracción muscular se produce siguiendo estas etapas:

1. Un potencial de acción viaja por un nervio motor hasta el final del mismo en las fibras musculares.

2. En cada extremo, el nervio secreta una pequeña cantidad de neurotransmisor, la acetilcolina.

3. La acetilcolina actúa localmente, en una zona de la membrana de la fibra muscular, abriendo múltiples canales para iones de sodio con compuerta operada por acetilcolina.

4. La apertura de esos canales permiten la entrada a la fibra muscular de grandes cantidades de iones de sodio, en el punto correspondiente a la terminal nerviosa. De esta forma comienza un potencial de acción en la fibra muscular.


5. Ese potencial reacción se desplaza a lo largo de la membrana de la fibra muscular, igual que sucede con los potenciales de acción en la membranas de los nervios.

6. El potencial de acción despolariza la membrana de la fibra muscular y también viaja a su interior. Aquí provoca la liberación, desde el retículo endoplasmático hacia las mío fibrillas, de grandes cantidades de iones de calcio que se hayan almacenados en el retículo.

7. Los iones de calcio inician fuerzas de atracción entre los filamentos de actina y miosina, haciendo que se deslicen juntos; este es el proceso de contracción.

8. Una fracción de segundos después, se bombean los iones de calcio hacia el retículo sarcoplasmico, donde permanecen almacenados hasta que llegue un nuevo potencial de acción: la contracción muscular cesa.

9.

Un músculo contrae con mucha rapidez cuando lo hace contra una carga nula, alcanza el estado de contracción total en 0.1 seg. No obstante, cuando se aplican cargas, la velocidad de contracción se hace cero, de forma que no hay contracción a pesar de la activación de la fibra muscular activa.

Esta reducción de la velocidad que acompaña a la carga se debe a que esta actúa como una fuerza inversa, que se opone a la fuerza contráctil originada por la contracción muscular.

El estimulo de la contracción hace que, en el músculo previamente relajado, los filamentos se desplacen y se produzca un acortamiento en la longitud de las mío fibrillas.


EFICACIA DE LA CONTACCION MUSCULAR.

La eficacia de una máquina o de un motor se calcula como el porcentaje de energía liberada que se convierte en trabajo y no en calor. El porcentaje de energía que usa el músculo que puede transformarse en trabajo es menor que 20-25 %. El resto se convierte en calor. La causa de esta eficacia es que cerca de la mitad de la energía de los nutrientes se pierde durante la formación de ATP, incluso solo 40-50% de la energía de la ATP se transformará en trabajo.

La eficacia máxima se obtiene sólo cuando el músculo contrae a velocidad media. Si contrae muy despacio o sin efectuar movimiento alguno, se liberan grandes cantidades de calor de mantenimiento durante el proceso de contracción, aunque se este realizando un trabajo pequeño o nulo, de forma que la eficacia disminuye. Por otra parte, si la contracción es demasiado rápida se utilizan grandes cantidades de energía en vencer la resistencia de la fricción viscosa que existe en el propio músculo, de manera que la eficacia de la contracción se reduce. De ordinario, se obtiene una eficacia máxima cuando la velocidad de contracción es alrededor del 30 % de la máxima.

Fuerza Muscular

La fuerza muscular esta regulada por mecanismos nerviosos, pero, además, depende de diversos factores como el ángulo de articulación, la longitud del músculo, el grosor del músculo y la velocidad de contracción.


Grosor del Músculo

La fuerza muscular depende directamente de la masa muscular, es decir, del área de su sección transversal. Cada cm2 de la sección puede producir en algunos músculos hasta 2 Kg. de fuerza.

Hasta cierto punto puede predecirse la fuerza muscular calculando el área de dicha sección. Hay métodos que permiten precisar de forma sencilla un área muscular determinada, descontando las partes correspondientes a la grasa y los huesos.


Velocidad de Contracción

La fuerza de la contracción y la velocidad a que se produce son inversamente proporcionales, es decir, cuanto más rápida sea la contracción, menos fuerza ejercerá el músculo


El Sistema Nervioso

Una propiedad elemental de todasustancia viva es la facultad dereaccionar ante cualquier estímuloque actúe sobre la misma. En los animales pluricelulares (es elcaso del hombre), debido a laperfección de su diseño y a la ley dedistribución de trabajo del organismo,cada grupo de células se diferenciaen un sentido determinado: unaspara funciones digestivas, otras paralas respiratorias, otras para lasreproductoras. Nuestro organismo es una unidad,pero ello sería imposible si todos sussistemas y órganos no estuvieraninterrelacionados para formar un todoarmónico. Regular el funcionamientode los distintos órganos y sistemasentre sí y facilitar el intercambio delorganismo con el medio es el papeldel sistema nervioso.

Todos los movimientos voluntarios o reflejostodos los procesos psíquicos están produciEl sistema nervioso está constituido fundnerviosas llamadas neuronas, provistas dellamadas, respectivamente, dendritas o axon Es decir, que cada dendrita está conectada su lado, o con el axón de una neurona situad

El sistema nervioso está subdividido en: por la médula espinal y por el encéfalo, qucerebelo y tronco cerebral; sistema nervios

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, GaR.

, toda sensibilidad consciente o inconsciente,dos y determinados por el sistema nervioso.amentalmente por un conjunto de células unas prolongaciones más o menos largases, mediante las que se interrelacionan.

con otra dendrita de una neurona colocada aa más lejos.

sistema nervioso central, compuesto e a su vez se subdivide en cerebro, o periférico, es decir, los nervios que

rcía Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004

salen de la médula espinal y del cráneo y recorren todo el organismo; y sistema nervioso autónomo, constituido por el sistema simpático y el parasimpático, que rigen el control involuntario o automático.

La Neurona

La neurona transmite información gracias a una serie de fenómenos electroquímicos.

Todas la células poseen propiedades eléctricas, pero la membrana de la célula nerviosa tiene propiedades especiales que le permiten recibir y enviar impulsos eléctricos.

Mientras que cualquier célula del organismo, al ser estimulada eléctricamente, no responde al estímulo, la neurona responde activamente.


Tejido Nervioso

Su función es decir los estímulos, externos e internos, y darles respuesta adecuada.

El tejido nervioso está compuesto por células muy especializadas, las neuronas, con una capacidad característica: la de la excitabilidad o capacidad de transmitir impulsos eléctricos, como consecuencia de un estímulo.

La neurona


Comunicación entre Neuronas


ANALISIS DE LA MARCHA La marcha humana es una actividad aprendida e integrada a nivel automático. Es el patrón básico de locomoción bípeda con actividad alternante de los miembros inferiores y mantenimiento del equilibrio dinámico al cual se añaden otras actividades transitorias. Aun así, la marcha sufre numerosas modificaciones en función del calzado, el terreno, la carga y las características individuales de la persona. A su vez, la marcha se ve altamente condicionada ante cualquier lesión o alteración que afecte, en especial, al tren inferior (piernas). Por ello, cualquier intervención en un proceso rehabilitador debe incluir el objetivo de restaurar el patrón de marcha El electromiografico de superficie recoge la actividad incluir el objetivo de restaurar el patrón de marcha normal del individuo, si la lesión lo permite. Dada la complejidad del movimiento que queremos estudiar, La Marcha (en que la participación articular y muscular es múltiple y secuenciada en el tiempo), el uso de un sistema computerizado para la adquisición de datos objetivos, precisos y fiables, facilita enormemente su análisis. (Figura 1). Este es un sistema de análisis biomecánico que combina tres subsistemas: análisis de movimiento, electromiografico de superficie y plataforma de fuerzas. Los tres sistemas de adquisición trabajan sincronizadamente para permitir el estudio simultáneo del movimiento del cuerpo humano y de las fuerzas que lo provocan. El analizador de movimiento utiliza 4 cámaras de infrarrojo para adquirir el movimiento de unas marcas que se adhieren a los relieves Óseos de la persona según un modelo biomecánico a definir. Dicho movimiento se mide en un sistema de referencia solidario al laboratorio (Figura 2). Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

El electromiográfico de superficie recoge la actividad mioeléctrica de hasta 8 músculos simultáneamente y la envía por telemetría al receptor. Finalmente, la plataforma de fuerzas mide el vector fuerza de reacción del suelo en cada instante del movimiento. Estos tres subsistemas generan un conjunto de datos sincronizados y simultáneos que admiten un procesado posterior según las necesidades del estudio a realizar. En concreto el protocolo los utiliza para generar toda una serie de parámetros específicos de marcha.


Este es un sistema versátil que permite la definición de distintos modelos biomecánicos y el cálculo de distintos parámetros derivados definidos por el operador. Análisis grafico Definición del ciclo de marcha A continuación, el operador debe definir para cada adquisición y para cada extremidad inferior un ciclo de marcha (CM: ciclo de marcha o GC: gait cycle) completo: contacto de talón-despegue-contacto de talón consecutivo de la misma extremidad inferior (Figura 11). Ello permite al sistema conocer la duración total de un ciclo de marcha para normalizar los parámetros derivados. Análisis 2D Permite el análisis gráfico de los distintos parámetros derivados -ángulos, momentos y potencias- respecto a los planos de referencia locales y solidarios al individuo, en función del tiempo. Normalización La normalización es el proceso en el que los valores de tiempo se expresan como porcentaje del ciclo de marcha. Es decir, se realizan las coordenadas tridimensionales de cada marca. En principio es un proceso automático, pero el sistema puede requerir una reclasificación manual si algunas marcas se han perdido durante un número de imágenes consecutivas determinadas por el usuario. El sistema Elite posee la capacidad de interpolación, gracias a la cual el sistema puede localizar una marca perdida a partir de la trayectoria que llevaba dicha marca antes de desaparecer del campo visual de las cámaras. Elaboración posterior Proceso automático de cálculo de los parámetros derivados: ángulos, momentos y potencias articulares. De forma que los parámetros cinemáticas y derivación la conversión de sucesos en un instante determinado (milisegundos) a sucesos en un porcentaje del ciclo de marcha determinado (%CM).


Gracias al proceso de normalización es posible el análisis comparativo de dos ciclos de marcha de un mismo individuo o de individuos distintos, independientemente de la velocidad de la marcha Valores absolutos / relativos. Los parámetros derivados -ángulos, momentos y potencias articulares- pueden expresarse de forma absoluta o relativa, dependiendo de si representan la estimación efectiva del ángulo considerado o su variación respecto a la prueba estática en bipedestación. Parámetros temporales Stance time (tiempo de apoyo): valor absoluto, en milisegundos, del tiempo transcurrido entre el contacto del talón y el despegue de los dedos del pie, para una misma extremidad. Swing time (tiempo de oscilación): valor absoluto, en milisegundos, del tiempo transcurrido entre el despegue de los dedos y el contacto del talón de una misma extremidad. Stance % (Porcentaje de tiempo de apoyo): valor relativo, como porcentaje de duración respecto a un ciclo de marcha (CM o GC), del tiempo transcurrido entre el contacto del talón y el despegue de los dedos del mismo miembro inferior. % de apoyo = (tiempo de apoyo / tiempo de un GC) Swing % (Porcentaje de tiempo de oscilación): valor relativo, como porcentaje de duración respecto a un ciclo de marcha, del tiempo transcurrido entre el despegue de los dedos y el contacto de talón de una misma extremidad. % de oscilación = (tiempo de oscilación / tiempo de un GC) Stride time (tiempo o duración de un ciclo de marcha): tiempo, en milisegundos, transcurrido entre dos contactos de talón sucesivos de la misma extremidad. Tiempo de un GC = tiempo de apoyo + tiempo de oscilación Cadence (cadencia): número de pasos dados con la misma extremidad durante 1 minuto (se supone que la pierna izquierda da el mismo número de pasos que la derecha y viceversa). Cadencia = 1 minuto (en ms) / duración de un paso o GC. Double supp. Time (Tiempo de doble apoyo): Right fu (con el pie derecho adelantado): tiempo transcurrido entre el contacto del talón del pie derecho y el despegue de los dedos del pie izquierdo. Cada uno de estos parámetros, calculado para cada extremidad, se expresa como un valor relativo –normalizado en relación a la altura del sujeto-; cada uno guarda relación con las marcas situadas en tobillo izquierdo y derecho. Anterior step length (longitud de paso ant.): distancia, en el plano sagital, entre el contacto del talón de una extremidad y el siguiente contacto de talón de la extremidad contra lateral


Velocity (velocidad): relación entre la distancia en el plano sagital y el tiempo entre dos contactos de talón sucesivos del mismo pie Velocidad = longitud del paso/ tiempo de un paso Swing velocity (velocidad de oscilación): relación entre la distancia, en el plano sagital, y el tiempo entre el despegue de los dedos y el contacto de talón consecutivo del mismo pie. Stride length (longitud del paso): distancia, en el plano sagital, entre dos contactos de talón consecutivos del mismo pie. Step width (anchura del paso): distancia, en el plano frontal, entre el contacto del talón de una extremidad y el contacto del talón de la extremidad contra lateral. Gráficos articulares Joint Angles Rel (¡ángulos Articulares): gráficos bidimensionales donde figuran: sobre el eje de abscisas el % del ciclo de marcha (el eje x representa el tiempo transcurrido entre dos contactos de talón consecutivos); y sobre el eje de ordenadas, el ángulo articular, en grados. La línea vertical punteada separa la fase de apoyo de la fase de oscilación, corresponde al último instante de contacto del pie con el suelo antes de iniciar la oscilación. El sistema facilita la variación de la posición articular a lo largo del ciclo de marcha para cada extremidad. Nótese que el ciclo de marcha de una de las extremidades ha sido desplazado en un 50% respecto al tiempo real en que ha transcurrido, con el fin de hacer coincidir gráficamente el instante del contacto de talón de ambas extremidades. Ventajas Registró sincrónico de señales cinemáticas, electro miógrafo físicas y de plataforma de fuerzas permite registrar simultánea y sincrónicamente todas las señales permitiendo una interpretación conjunta. Análisis tridimensional. El registro del movimiento con las 4 cámaras de infrarrojos nos permite conocer la posición tridimensional instantánea de marcas y segmentos. Reconstrucción tridimensional casi automática (tracking + interpolación). El sistema registra la posición de las marcas reflectantes de infrarrojos de forma digital. Tan sólo es necesario identificarlas en una de las imágenes registradas, y el sistema automáticamente extiende la clasificación a las imágenes restantes generando las posiciones tridimensionales de dichas marcas.


Parámetros articulares referidos al sistema de coordenadas corporal. Gracias a la utilización de sistemas de referencia solidarios a las articulaciones, podemos conocer en todo momento la posición articular respecto al sistema de coordenadas del individuo. En otros sistemas, la posición de los segmentos viene referida en relación a la proyección de dicho segmento respecto al sistema de coordenadas del laboratorio y no respecto al del individuo bajo estudio. Normalización de los datos. La normalización de los sucesos respecto al ciclo de marcha posibilita la comparación de los mismos e interindividualmente. Análisis comparativo de los resultados. El sistema permite automáticamente el análisis comparativo respecto al patrón de normalidad. Dicho patrón se puede definir por sexos y por grupos de edad. Base de datos. La aplicación incorpora bases de datos para facilitar el manejo ulterior de la información. Informe automático. El cálculo de los parámetros derivados y su presentación se realiza de forma automática. Inconvenientes Sistema de análisis fijo, no desplazable. El diseño de los equipos de registro y la necesidad de una frecuente calibración no facilitan el desplazamiento de los sistemas de análisis. Por ello, deben reproducirse en el Laboratorio el entorno o las condiciones de campo bajo las que se quiere realizar el estudio. Problemas de interpolación en trayectorias de grado superior. La capacidad de interpolación del software es limitada. A mayor intervalo de interpolación menor precisión. Por otro lado, los cambios bruscos de dirección en la trayectoria de una marca impiden que el sistema la reconozca en imágenes sucesivas.


Protocolo cerrado. Un estudio que requiera el cálculo de variables distintas a las que presenta el informe obliga a definir un nuevo modelo biomecánico. Manejo ulterior de los resultados y exportabilidad de los datos. La presentación de los resultados es el informe clínico; cualquier modificación en la misma requiere exportar los datos a otros programas. Dependencia extrema de la posición de las cámaras de TV. El desplazamiento accidental de una de las cámaras imposibilita el análisis cinemático. Además, el sistema no dispone de ningún dispositivo que avise de cualquier posible error que se produzca antes o durante la adquisición. Por todo ello, el operador esta obligado a realizar un test de corta duración previo a cada adquisición para verificar que los sensores funcionan correctamente y que las cámaras no se han movido. Aspectos a mejorar Creemos interesante apuntar algunos aspectos que representan ciertas dificultades y limitaciones al operador del sistema, y que por tanto serian a mejorar en futuros diseños. La imposibilidad de interrumpir el proceso de elaboración básica en cualquier momento y continuar posteriormente en el punto en que nos encontrábamos. Cuando el operador abandona el programa tiene la posibilidad de salvar la reconstrucción 3D, pero no puede completarla ulteriormente a no ser que reinicie el proceso desde el principio. La obligatoriedad de definir un ciclo de marcha empezando por el instante de contacto de talón. Si el usuario pudiese iniciar la definición del ciclo de marcha en un instante distinto al de contacto de talón podría aprovechar al máximo el trabajo o adquisición. Dentro de una misma adquisición, el sistema no promedia los valores obtenidos en varios ciclos de marcha consecutivos de una misma extremidad inferior. Dado que estén registrados, sería interesante disponer de la opción de promediado de los valores que toman las variables estudiadas. El operador tiene predeterminadas las bases de datos en que puede clasificar a las personas en estudio. Resultaría muy útil que el usuario pudiese generar nuevas bases de datos para las distintas patologías. El sistema no permite la exportación de los valores numéricos de las variables que aparecen en el informe clínico. Por el contrario, una mayor accesibilidad a los resultados numéricos permitiría ulteriores cálculos y análisis estadísticos.


El ciclo de la marcha comienza cuando el pie contacta con el suelo y termina con el contacto del suelo del mismo pie.

COMPONENTES DEL CICLO DE MARCHA

. Fase de Apoyo (toca el suelo) . Fase de Balanceo (no toca el suelo)

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100

FASE APOPYO FASE BALANCEO

Considerando una velocidad normal de caminado: . La fase de apoyo equivale al 60% del ciclo . La fase de balanceo equivale al 30% del ciclo . La fase de doble apoyo equivale al 10% del ciclo Para nuestro caso, los cálculos se realizaron cuando el peso de la persona sea de 100 Kg. Ya que es la carga que debe soportar nuestra prótesis inferior. En la postura de pie la línea de gravedad cae aproximadamente a través del eje de la articulación de la rodilla en extensión completa, el brazo de momento de la línea de gravedad es cero, por tanto no se necesita fuerza muscular para mantener el equilibrio en este punto. La fuerza de compresión de las articulaciones es igual a la mitad del peso sobrepuesto, aproximadamente 42.6 Kg. para un hombre de 90.5 Kg. Al flexionar la rodilla, sin embargo, la línea de gravedad cae por detrás del eje articular. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

La fuerza muscular extensora del cuadriceps necesaria para mantener la flexión de la rodilla 20 grados por que la fase de apoyo es menor de 20 grados. Para un peso de 100 Kg., el peso aproximado es de 47.07 Kg. Tomando el eje x perpendicular a la línea de gravedad a través del centro de momento en el eje de la articulación, el músculo como la pierna forman ángulos de 80 grados con la horizontal, el peso W, la distancia perpendicular desde el centro de la articulación hasta la línea de gravedad es de 5cm. El ángulo de tracción muscular es 60 grados con la horizontal, por lo tanto:

( )( ) ( ).14.94

05514.94

.14.9414.94207.47

0)()(

KgMM

KgxKgdoConsideran

dmMd

==+

===

=+

ωω

ωω

La fuerza de compresión (RC) es perpendicular al platillo tibial y paralela al eje longitudinal de la tibia, mientras la fuerza de deslizamiento (Rs) es paralela al platillo tibial. Con la rodilla en flexión de 200 grados, tanto el muslo como la pierna forman un ángulo de 100 grados con la vertical, por tanto, el platillo tibial forma un ángulo de aproximadamente 100 grados con el eje x. Por lo que podemos encontrar los componentes de compresión y deslizamiento y resolver la fuerza de reacción articular en estos dos componentes. El ángulo formado por la fuerza de reacción con el eje longitudinal de la tibia es de 16 grados menos 10, o sea, 6 grados efectivos.


Para .180 Kg=ω

KgRsenRs

ntoDeslizamieFuerzaRsKgRcCompresionFuerzaRc

siendoRRc

81.18

.1796cos180

6cos

−==

=−==−=

==

θ

θθo

o

Haciendo el análisis de esfuerzos y deformaciones:

( )( )inferiormiembroelsobreestacuandopersonalaporejercidamaxFuerzaN1756.99F

9.81179FsKg9.81ayKg179m

MaximaFuerzadoDeterminan

inferior miembro el sobre esta cuando persona lapor ejercida minima FuerzaN686.7FmaF

maxT

maxT

2

minT

T

=

===

==

Para ver si las piezas soportan las cargas en el punto critico emplear la fuerza Máxima Ejercida. Esta fuerza en el mecanismo se distribuye de la sig. Manera: . El ensamble afecta la fuerza total. . En el soporte superior la fuerza se concentra donde se acoplan las piezas (Área de contacto de los ensambles) por eslabón es 1/3. . Eslabones colaterales (Distribuye 1/3 de la fuerza total en cada eslabón)


Por tanto en la pieza que soporta todas estas piezas se representa la fuerza total ejercida: Fuerza ejercida = 585.33 N y

80° 5 cm

CM x 80° 80 dm

M 10° 10 100 Por tanto MdmWdw +Para un peso W= 100Kg. El peso sobre puesto 47.07 Kg.

*2= 94.14 Kg.

.14.9457.470

)5)(()5)(14.94(

KgMcmM

cmMcmKg

=+−

+− Y

Considerando un grado de Flexión Muslo – pierna de 200°, El ángulo formado X Por la fuerza de reacción con eje longitudinal De 16° - 10° =6° Rc Fuerza de Reacción Fr en articulación de rodilla es de 1., el peso corporal R= Componente de compresión para W= 100 Kg. Es de 179 Kg. y el de deslizamiento 1881 Kg. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

IMPLEMENTACION Y CONTROL MEDIANTE SEÑALES MIOELECTRICAS Las señales a utilizar serán las señales electro-miográficas. Las señales electromiográficas son señales eléctricas producidas por un músculo durante el proceso de contracción y relajación. Esta característica muscular se pretende aprovechar en el control con microcontroladores para conseguir crear una interfaces de comunicación entre el usuario y la maquina alternativos a los ya existentes, como son los pic y dsp. Una interfaz de este tipo permitiría controlar sistemas fisioeléctricos mediante la contracción de determinados músculos. Pero mas para usuarios normales, un sistema de este tipo es especialmente interesante para individuos que padezcan algún tipo de parálisis que dificulte sus actividades y su interacción con el mundo que los rodea, ofreciendo unas posibilidades hasta ahora inexistentes y mejorando su calidad de vida. Diagrama de bloques del funcionamiento y control de la prótesis Músculos: envían la señal a los electrodos y/o sensores Sensores: son los electrodos que se encargan de capturara las señales electromiográficas. Amplificador: que detecten los milivolts para convertirlos a 12 volts. Filtrado: filtro pasa banda, eliminar 60 hz. de la línea de tensión domestica, las señales electromiográficas oscilan entre los 50 a 300 hz. Conversión de A/D: la señal analógica la convertiremos a digital para mandar la señal al microprocesador. Efectores: salidas a los motores a controlar. Dentro del desarrollo general del proyecto incluye el procesamiento de señales mioeléctricas hasta el control de los motores de la prótesis. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Para la implementación del control se ha propuesto un modelo dividido en dos circuitos impresos:

1. Tarjeta de procesamiento 2. Alimentación total de la interfas y control de motores

Esta tarjeta opera mediante el procesamiento de la RED MLP (Red neuronal multicapa), y de esta manera puede recibir, identificar y procesar las señales mioelectricas de la pierna. Para la tarjeta de alimentación se proponen estrategias de control de los motores, teniendo por objetivo el aprovechamiento de la fuente de energía, para tener un uso energético óptimo mediante aislamiento eléctrico y PWM. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. GarcíaR.



GENERACION 2004

ANALISIS DE DISEÑO DE PROTESIS DISEÑO MECÀNICO, DINAMICO Y ELECTRÓNICO

Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004

Se dará una explicación de lostemas que se emplearon para eldesarrollo del proyecto. También todos los cálculosrealizados del diseño de laprótesis para su fabricación, asícomo el control mioelectrico quese utilizará en la implementaciónde este prototipo.

INTRODUCCIÓN

El principal objetivo del estudio de la mecánica es dar al ingeniero los medios para analizar y diseñar diferentes máquinas y estructuras. Tanto el análisis como el diseño de una estructura implican la determinación de esfuerzos y deformaciones, así como también del estudio de vigas curvas, engranajes etc. Esto con el fin de mejorar los avances tecnológicos que hoy en día son más indispensables en la vida cotidiana. El estudio y el uso de la ingeniería en el campo de la medicina, es de gran importancia, ya que esto nos da oportunidad de ayudar a personas con problemas de discapacidad, fabricando prótesis de brazos y piernas, haciendo un estudio adecuado para la selección (diseño) del material a utilizar, el control, peso máximo, movilidad, etc. y con ello ir mejorando la salud y vida de los pacientes.

DEFORMACIÓN NORMAL BAJO CARGA AXIAL Sea una barra BC, de longitud L y sección transversal A, que está suspendida de B (figura 2.1a). Si se aplica una fuerza P en el extremo C, la barra se alarga (véase la figura 2.1b). Elaborando una gráfica de la magnitud de P contra la deformación δ (delta), se obtiene un determinado diagrama carga-deformación (figura 2.2). Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Aunque este diagrama contiene información útil para el análisis de la barra estudiada, no puede utilizarse directamente para predecir la deformación de una barra del mismo material pero de dimensiones diferentes. Se observa que si se produce un alargamiento δ en la barra BC por medio de la fuerza P se requerirá una fuerza 2P para producir el mismo alargamiento en una barra B’ C’ de igual longitud L pero con sección transversal 2ª (figura 2.3). En ambos casos el esfuerzo es el mismo: A

P=σ . Por otra parte, la carga P aplicada a la barra

B’’ C’’, con la misma sección transversal A, pero de longitud 2L, causa un alargamiento 2δ en esa barra (figura 2.4), es decir, un alargamiento que es el doble de δ . Pero en ambos casos la razón entre el alargamiento y la longitud de la barra es la misma e igual a .L

δ

Está observación introduce al concepto de deformación: Se define deformación normal en una barra bajo carga axial como el alargamiento por unidad de longitud de dicha barra. Representándola por ε (épsilon) se tiene:

Lδε =

Construyendo la gráfica del esfuerzo A

P=σ en contraste con la deformación

Lδε = obtenemos una curva que es característica de las propiedades de

material y no depende de las dimensiones de la probeta utilizada. Esta curva se denomina diagrama esfuerzo-deformación. Como la barra BC considerada tiene una sección constante de área A, puede suponerse que el esfuerzo normal σ tiene un valor constante A

P a lo largo de

la barra. Así, fue apropiado definir la deformación ε como la razón del alargamiento con A variable, el esfuerzo normal A

P=σ varía a lo largo del

elemento y resulta necesario definir la deformación en cierto punto Q considerando un pequeño elemento de longitud no deformado (véase la figura 2.5). Llamando

x∆δ∆ el alargamiento del pequeño elemento bajo la carga

dada, se define la deformación normal en el punto Q como: Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

dxd

xδδε =

∆∆

= lim

DIAGRAMA DE ESFUERZO – DEFORMACIÓN

Para obtener el diagrama esfuerzo – deformación de un material, se realiza

usualmente una prueba de tensión a una probeta del material. En la figura 2.6

se muestra uno de los tipos de probetas que se utilizan.

El área de la sección transversal de la parte cilíndrica central de la probeta ha

sido determinada exactamente y dos marcas se han inscrito en esa porción a

una distancia . La distancia es conocida como longitud base de la

probeta.

0L 0L

La probeta se coloca en la máquina de prueba (figura 2.7) que se usa para aplicar la carga central P. Al aumentar P, la distancia L entre las dos marcas se incrementa (figura 2.8). La distancia L puede medirse con el instrumento mostrado y la elongación 0LL −=δ se registra para cada valor de P. Un segundo medidor se usa frecuentemente para medir y registrar el cambio en el diámetro de la probeta. De cada par de lecturas P y δ , se calcula el esfuerzo dividiendo a P por el área de la sección transversal inicial de la muestra, y la deformación

0Aε dividiendo el alargamiento δ por la distancia original entre 0L


las dos marcas mencionadas. El diagrama esfuerzo – deformación se obtiene tomando ε como abscisa y σ como ordenada. Los materiales dúctiles, que comprenden el acero estructural y muchas aleaciones de otros materiales, se caracterizan por su capacidad para fluir a temperaturas normales. Cuando se somete la probeta a carga creciente, su longitud aumenta primero linealmente con la carga y a una tasa muy lenta. Así la porción inicial del diagrama esfuerzo – deformación es una línea recta con una pendiente pronunciada (véase la figura 2.9). Sin embargo, después de que se alcanza un valor crítico del esfuerzo, la probeta sufre grandes deformaciones con un pequeño aumento de la carga aplicada. Esta deformación ocurre por deslizamiento del material en superficies oblicuas y se debe principalmente a esfuerzos cortantes.


LEY DE HOOKE. MÓDULO DE ELASTICIDAD

La mayor parte de las estructuras se diseñan para sufrir pequeñas deformaciones, que involucran sólo la parte lineal del diagrama esfuerzo – deformación. Para la parte inicial del diagrama, el esfuerzo σ es directamente proporcional a la deformación ε y puede escribirse:

εσ Ε= Esta relación es la Ley de Hooke, llamada así en honor del matemático inglés Robert Hooke (1635-1703). El coeficiente Ε se llama Módulo de Elasticidad del material o también Módulo de Young en honor del científico inglés Thomas Young (1773-1829). Como la deformación ε no tiene dimensiones, el módulo Ε se expresa en las mismas unidades del esfuerzo σ , o sea, en pascales o uno de sus múltiplos en el sistema SI, y en psi o ksi si se usa el sistema americano. El mayor valor para el cual se puede utilizar la ley de Hooke para un material dado es conocido como límite de proporcionalidad de ese material. En caso de materiales dúctiles con un punto de fluencia bien definido, el límite de proporcionalidad no puede definirse tan fácilmente puesto que se hace difícil determinar con precisión el valor de σ para el cual la relación entre σ y ε ya no es lineal. Pero esta misma dificultad indica que el usar la ley de Hooke para valores un poco mayores que el límite de proporcionalidad real no conducirá a errores significativos. Alguna de las propiedades físicas de los metales estructurales, como resistencia, ductilidad, resistencia a la corrosión, etc., pueden resultar bastante afectadas por las aleaciones, el tratamiento térmico o el proceso de manufactura empleado. Por tanto, un acero de alta resistencia sustituye a uno de baja resistencia en una estructura dada y, si se mantienen iguales todas las dimensiones, la estructura tendrá una capacidad portante mayor, pero su rigidez permanecerá igual. DEFORMACIÓN DE ELEMENTOS SOMETIDOS A CARGA AXIAL Considérese una barra homogénea BC de longitud L y sección transversal uniforme A, bajo la acción de una carga axial P (figura 2.20). Si el esfuerzo axial A

P=σ no excede el límite de proporcionalidad del material, puede aplicarse la ley de Hooke y escribir:

εσ Ε= ------------------- 1 de la cual se halla que


AEP

=Ε

=σε --------------- 2

Recordando que la deformación ε se definió como Lδε = , se tiene:

Lεδ = --------------------- 3

y, sustituyendo ε de 2 en 3 :

AEPL

=δ ----------------- 4

La ecuación 4 puede usarse sólo si la barra es homogénea ( constante), tiene sección constante A y está cargada en sus extremos. Si la barra está cargada en otras partes o si consta de varias secciones, y posiblemente, de diversos materiales, debemos dividirla en partes componentes que satisfagan individualmente las condiciones para usar la ecuación 4. Llamando respectivamente y la fuerza interna, longitud, área de la sección transversal y módulo de elasticidad que corresponde a la parte i, el alargamiento de la barra completa será:

Ε

iii ALP ,, ,iE

∑=i ii

ii

EALP

δ

En el caso de una barra de sección variable, la deformación ε depende de la posición del punto Q donde se calcula y define como dx

dδε = . Resolviendo para δd y sustituyendo para ε de la ecuación 2, se expresa la deformación de un elemento de longitud dx como

AEPdxdxd == εδ

El alargamiento total σ de la barra se obtiene por integración a lo largo de la longitud L de la barra:

∫=L

AEPdx

0

δ


VIGAS CURVAS

Los esfuerzos de flexión en vigas curvas no siguen la misma variación lineal como en las vigas rectas, debido a la variación en la longitud del arco. Aun cuando las mismas hipótesis se usan para ambos tipos, esto es, las secciones planas perpendiculares al eje de la viga permanecen planas después de la flexión y los esfuerzos son proporcionales a las deformaciones, la distribución de esfuerzos es bastante diferente. La figura 4-1 muestra la variación lineal de los esfuerzos en una viga recta y la distribución hiperbólica en una viga curva. Debe notarse que el esfuerzo de flexión en la viga curva es cero en un punto diferente al centro de gravedad. Notar también, que el eje neutro está localizado entre el eje del centro de gravedad y el centro de curvatura; esto siempre ocurre en las vigas curvas.

LA DISTRIBUCIÓN DE ESFUERZOS debidos a la flexión está dada por

)( yrAeMys

n −=


Donde s es el esfuerzo de flexión, psi ( )/ 2cmkg M es el momento de flexión con respecto al eje del centro de gravedad, lb-pul (kg-cm) y es la distancia del eje neutro al punto investigado, pul (cm) (positiva para distancias hacia el centro de curvatura, negativa para distancias hacia fuera de el) A es el área de la sección, pul 2 (cm ) 2

e es la distancia del eje del centro de gravedad al eje neutro, pul (cm) es el radio de curvatura del eje neutro, pul (cm). nr EL ESFUERZO DE FLEXIÓN EN LA FIBRA INTERNA ESTÁ DADO POR

i

i

AerMh

s =

Donde es la distancia del eje neutro a la fibra interna, pul (cm) ih)( ini rrh −=

es el radio de curvatura de la fibra interna, pul (cm). ir EL ESFUERZO DE FLEXIÓN EN LA FIBRA EXTERNA está dado por

i

o

AerMh

s =

Donde es la distancia del eje neutro a la fibra externa, pul (cm) oh)( noo rrh −=

es el radio de curvatura de la fibra externa, pul (cm) or Si la sección es simétrica (como un círculo, un rectángulo, una viga I de alas iguales) el esfuerzo máximo de flexión siempre ocurre en la fibra interna. Si la sección es asimétrica, el esfuerzo máximo de flexión puede presentarse en la fibra interna o en la externa.


Si la sección tiene una carga axial, además de la flexión, el esfuerzo axial debe sumarse algebraicamente al esfuerzo de flexión. Debe tenerse mucho cuidado con las operaciones aritméticas. La distancia “e” del eje del centro de gravedad al eje neutro es generalmente pequeña. Una variación numérica en el cálculo de “e” puede producir un gran cambio porcentual en el resultado final. La tabla I, a continuación, da la localización del eje neutro, la distancia del eje centroidal al eje neutro, y la distancia del eje centroidal desde el centro de curvatura, para varias formas comunes.

2

/log

hrR

rRerr

hr

i

n

ioen

+=

−=

=

2

4][ 2

21

21

drR

rRe

rrr

i

n

ion

+=

−=

+=

oo

oeo

ii

ooe

i

iiei

ooiin

trr

btrtr

tr

trb

thttbttbr

−+

+−

++

+−+−=

logloglog

))(())((

thttbttb

thttbtbtthrR

rRe

ooii

oooii

i

n

+−+−

−−+−++=

−=

))(())((

)21)()(()(

21

21 22


ii

ii

i

n

i

oe

i

iiei

iin

ttbht

tbtthrR

rRerr

tr

trtb

thttbr

)(

)(21

21

loglog)(

))((

22

−+

−++=

−=

++

−

+−=

)(3)2(

)()(log)(

)2

(

oi

oii

n

oii

oe

iooi

oi

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bbbbh

rR

rRe

bbrr

hrbrb

hbb

r

++

+=

−=

−−−

+

=

))((

)21)()(()(

21

21

log]log[log

))((

22

oi

ooi

i

n

ii

ooe

oo

oe

i

iie

oin

tttbht

thttbtbtthrR

rRetrtr

ttr

rr

trb

thtttbr

+−+

−−+−++=

−=+−

+−

++

++−=


ENGRANAJES RECTOS LOS ENGRANAJES RECTOS constituyen un medio conveniente para transmitir potencia entre ejes paralelos, con una relación de velocidades angulares constante. El valor de la relación de velocidades es el mismo que se obtendría con dos cilindros imaginarios presionados uno contra el otro y girando sin deslizar en su línea de contacto. DEFINICIONES Paso circular es la distancia desde un punto de un diente hasta el punto correspondiente de un diente adyacente, medida sobre la circunferencia primitiva.

cP

NDPC π=

donde D = diámetro primitivo en pulgadas y N = números de dientes del engranaje. Paso diametral es el número de dientes de un engranaje por pulgada de diámetro.

dP

DNPd = Obsérvese que x = cP dP π

Línea de engranaje es una línea normal al perfil de un par de dientes engranados, en su punto de contacto. Ángulo de presión φ es el ángulo entre la línea de engranaje y la tangente común a las circunferencias primitivas. Punto de tangencia es el punto de tangencia de las circunferencias primitivas. Razón de las velocidades angulares (o razón de transmisión) es la razón de la velocidad angular del piñón a la velocidad angular del engranaje acoplado. La razón de la velocidad angular es inversamente proporcional a la razón de


los números de dientes de los engranajes y para el caso de engranajes rectos es también proporcional a la razón de los diámetros primitivos.

Razón de las velocidades angulares = PgPg DDNN = Interferencia. Con ciertas condiciones, los perfiles de forma envolvente recubren y cortan los perfiles de los dientes del otro engranaje. Esta interferencia se puede evitar si el radio de cabeza máximo de cada engranaje es igual o menor que:

( radio de la circunferencia de base + ( distancia entre centros 2) 22 )() φsen

PROPORCIONES DE LOS DIENTES DE ENGRANAJES NORMALIZADOS

°2114 °

2114 °20 °20

Compuesto Envolvente y prof.tot. Envolvente y prof.tot. Envolvente “stub”

Altura de cabeza dP

1 dP

1 dP

1 dP

1

Altura de pie mínima dP

157,1 dP

157,1 dP

157,1 dP

1

Profundidad total dP

157,2 dP

157,2 dP

157,2 dP8,1

Huelgo dP

157,0 dP

157,0 dP

157,0 dP2,0

PASOS NORMALIZADOS Los pasos diametrales normalizados que se utilizan comúnmente son: 1 a 2, de 41 en 41 , 2 a 4, de 21 en 21 ; 4 a 10, de 1 en 1; 10 a 20, de 2 en 2 y 20 a 40, de 4 en 4. Resistencia de los dientes de un engranaje.- Ecuación de Lewis. Al comenzar la acción entre un par de dientes que engranan, el flanco del diente motor hace contacto con la punta del diente accionado. Despreciando el rozamiento, la carga total es normal al perfil del diente y se supone que es conducida por nWIng. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

este diente. W, la carga componente de perpendicular a la línea media del diente, produce un esfuerzo de flexión en la base del diente. La componente radial se desprecia. La parábola que se muestra en la figura 18-2 bosqueja una viga de resistencia constante. Por tanto, la sección más débil del diente es la sección A – A, donde la parábola es tangente al contorno del diente. Se supone que la carga está uniformemente distribuida a través de toda la cara del diente.

nW

rW

El esfuerzo de flexión producido, s, es:

22

66btWh

btM

IM

s C ===

y CC PhPtsbhtsbW )6/()6/( 22 ==

donde 12/,2 3btItc == y M = Wh

La relación ChPt 62 es una cantidad adimensional denominada el factor de forma. Este factor y es una función de la forma del diente, la cual a su vez depende del sistema de dientes utilizado y del número de dientes del engranaje. Para conveniencia W se aproxima a la fuerza transmitida F, la cual se define como el momento de torsión dividido por el radio primitivo. Por consiguiente, remplazando F por W y Y por ChPt 62 obtenemos la forma usual de la ecuación de Lewis:

ysbPF C= Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Para condiciones de diseño ordinarias, la longitud del diente, b , se limita a un máximo de 4 veces el paso circular. Haciendo CkPb = , donde ,4≤k

dC PkyskysPF 222 /π== En el diseño de un engranaje, basado en la resistencia, puede conocerse o no el diámetro primitivo. Si el diámetro primitivo es conocido, se puede utilizar la siguiente forma de la ecuación de Lewis:

FskyP d // 22 π=

Donde s = esfuerzo permisible; k = 4, límite superior;

F = fuerza transmitida = DM t2 . ESFUERZOS PERMISIBLES EN EL DIENTE. Los esfuerzos máximos permisibles en el diseño de dientes de engranajes, dependen del material seleccionado y de la velocidad de la línea primitiva. Para engranajes rectos:

s permisible = )600

600(0 Vs

+ para V menor que 2000 pies / min

)1200

1200(0 Vs

+ para V entre 2000 y 4000 pies / min

)78

78(0 Vs

+ para V mayor que 4000 pies / min

donde es el coeficiente estático unitario corregido por los valores de la concentración media de esfuerzos del material del engranaje (psi) y V es la velocidad en la línea primitiva (pies / min ).

0s

ϕtanmincPb =


ENGRANAJES HELICOIDALES LOS ENGRANAJES HELICOIDALES se diferencian de los cilíndricos de diente rectos en que tienen tallados en forma de una hélice alrededor de los cilindros primitivos, en lugar de ser paralelos al eje de rotación. Los engranajes helicoidales se pueden utilizar para conectar ejes paralelos o no paralelos. En este caso, una hélice diestra engrana siempre con una hélice siniestra.

ϕ = ángulo de la hélice, en grados F = fuerza transmitida (fuerza que produce el momento), en lb

= empuje axial = eF ,tanϕF en lb = paso circular circunferencial, en pul cP = paso circular normal, en pul ncP b = longitud del diente, en pul = paso diametral, medido en el plano de rotación dP = paso diametral normal, medido en el plano normal al diente ndP Obsérvese que: ,cosϕcnc PP = ,cosϕdnd PP = dcndnc PPPP == π* Con el fin de que la cara del diente tenga siempre por lo menos un punto de

contacto en la línea primitiva, la longitud mínima del diente es EL ÁNGULO DE PRESIÓN medido en el plano normal, se distingue del ángulo de presión

nφφ , medido en el plano transversal.

EL DISEÑO BASADO EN LA RESISTENCIA de los engranajes helicoidales puede hacerse empleando métodos de diseño similares a los utilizados para los engranajes cilíndricos de dientes rectos. Suponiendo que la carga se distribuye lo mismo que los engranajes cilíndricos de dientes rectos y mirando el diente en sentido normal a la hélice, la carga normal que se utiliza en la ecuación de Lewis es :

nF

ndn P

ybsF πϕ

)cos

(=

Haciendo la fuerza tangencial ,cosϕnFF = y ϕcosdnd PP =

ϕ

ππcos2

2

ndnd Pysk

PsbyF == (Utilizarla cuando el paso normalizado está en el plano

normal) Ó


dd P

yskP

sbyF 2

2 coscos ϕπϕπ== (Utilizarla cuando el paso normalizado está en el

plano diametral) donde CPbk = ( limitado a un valor de más o menos 6 ) = paso diametral en el plano de rotación dP

= factor de forma basado en el número virtual o formativo de y dientes

El esfuerzo permisible s puede tomarse aproximadamente igual al límite de fatiga del material en carga libre, corregido por el afecto de la concentración de esfuerzos y multiplicado por un factor de velocidad:

)78

78(0 Vss

+= esfuerzo permisible, en psi

En la verificación del diseño con base en la resistencia, el diámetro primitivo puede ser conocido o no serlo. Si se conoce el diámetro primitivo, se puede utilizar la siguiente forma de la ecuación de Lewis:

)78

78(cos2

02

VFks

yPd

+=

ϕπ

donde CPbk =

F = fuerza tangencial = momento de torsión/ (radio primitivo), en lb V = velocidad en la línea primitiva, en pies / min

Entonces la expresión anterior proporciona un valor numérico permisible para la relación que controla la verificación basada en la resistencia. yPd /2

Si el diámetro primitivo es desconocido, se puede utilizar la siguiente forma de la ecuación de Lewis:

ϕπ cos2

2

3

NkyTP

s d=

donde s = esfuerzo producido real, en psi T = momento que resiste el engranaje más débil N = número real de dientes del engranaje más débil


LA CARGA LIMITE DE FATIGA EN FLEXIÓN. , se basa en la ecuación de Lewis, sin que haya factor de velocidad.

0F

dPbys

Fϕπ cos0

0 =

donde los símbolos son los mismos utilizados anteriormente. La carga límite de fatiga , debe ser igual o mayor que la carga dinámica . 0F dF

ENGRANES CÓNICOS

LOS ENGRANES CONICOS se utilizan generalmente para conectar ejes que se cortan y se pueden clasificar de acuerdo con la amplitud de su ángulo primitivo. Los que tienen el ángulo primitivo α menor que 90° son engranajes cónicos externos, como se ve en la figura 20-1. Los que tienen el ángulo primitivo de 90° se llaman coronas dentadas, como se muestra en la figura 20-2. Los que tienen el ángulo primitivo α mayor que 90° son los engranajes cónicos internos, como se indica en la figura 20-3. La suma de los ángulos primitivos de dos engranajes cónicos acoplados es igual al ángulo formado por los dos ejes. Con respecto a un elemento del cono, los dientes pueden ser rectos o espirales.


Como ocurre en el diseño de la mayoría de elementos de máquinas, en el diseño de engranajes se hacen numerosas aproximaciones. No se pueden establecer reglas fijas, puesto que hay muchas variables. La mayor parte de los ingenieros siguen los procedimientos propuestos por Buckingham, Gleason y los recomendados por la AGMA (American Gear Manufactures Association). Todo procedimiento para diseñar engranajes debe considerarse como preliminar, hasta que se compruebe experimentalmente que se satisfacen los requisitos especificados. Como en los engranajes cilíndricos de dientes rectos y en los helicoidales, el diseño de engranajes cónicos se basa en la resistencia a la flexión, en la carga dinámica y en la carga de desgaste. EL DISEÑO POR RESISTENCIA de un engranaje cónico de dientes rectos se puede hacer con base en la ecuación de Lewis. Debe observarse que el diente se adelgaza y su sección transversal se hace más pequeña a medida que converge hacia el vértice del cono. Para hacer la corrección debida a está situación, la ecuación de Lewis se modifica en la forma indicada más adelante. La fuerza permisible F que se puede transmitir es

)(L

bLPd

sbyF −=

π

donde s esfuerzo de flexión permisible, en psi. Y factor de forma basado en el número formativo de dientes y en el tipo de perfil del diente L generatriz del cono (pul), la cual es igual a la raíz cuadrada de la suma de los cuadrados de los radios primitivos de los engranajes acoplados (para ejes que se corten a 90°) paso diametral basado en la mayor sección transversal del diente dP b longitud de los dientes de los engranajes, en pul Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Con el fin de obtener un funcionamiento satisfactorio y facilidad en la fabricación de los engranajes helicoidales, se recomienda que la longitud del diente esté limitada entre L/3 y L/4, donde L es la generatriz del cono. En general diseñaremos la longitud del diente con un valor cercano (pero nunca mayor) a L/3. Cuando se diseña con base en la resistencia, el diámetro del engranaje puede ser conocido o no serlo. Cuando se conoce el diámetro, es conveniente utilizar la ecuación modificada de Lewis, en la forma

=−

= )(L

bLF

sby

Pd π valor permitido

Obsérvese que todos los términos del miembro de la derecha de la ecuación anterior pueden determinarse una vez que se ha especificado el material. La fuerza transmitida F se determina dividiendo el momento de torsión del engranaje más débil por su radio primitivo. La longitud del diente, b, puede tomarse como L/3, redondeando hasta el valor expresado en octavos de pulgadas que esté más cercano por debajo de este valor. El esfuerzo permisible s se calcula en la forma que se explica en la siguiente sección. La ecuación anterior proporciona, entonces, un valor permisible de /y que se debe satisfacer, escogiendo un valor adecuado para .

dP

dP Cuando el diámetro es desconocido, conviene emplear la siguiente forma de la ecuación de Lewis:

=−

= )(2 2

bLL

yNbTP

s d

π esfuerzo real ≤ esfuerzo permitido

Esta ecuación proporciona un valor del esfuerzo real, en función de , después de hacer los siguientes reemplazos:

3dP

sea 2163

RPdNpLb +== y sea

23

=− bLL


donde N número real de dientes del engranaje más débil Np número de dientes del piñón R razón de la velocidad angular del piñón a la velocidad angular del engranaje. El diseño desde el punto de vista de la resistencia puede considerarse como una primera aproximación que debe verificarse por efectos de desgaste y de la carga dinámica. LOS ESFUERZOS PERMISIBLES, s, para las condiciones medias pueden tomarse como

)1200

1200(V

ss o += psi para dientes fresados ó )

7878(

Vss o +

= psi para dientes

tallados por generación donde es el límite de fatiga del material del engranaje para carga libre, corregido por el efecto de la concentración promedio de esfuerzos (psi). Un valor aproximado de es 1/3 de la resistencia al fallar, con base en el valor promedio de la concentración de esfuerzos. V es la velocidad en la línea primitiva (pies/min).

os

os

Para un engranaje cónico, EL NUMERO VIRTUAL O FORMATIVO de dientes,

, es el número de dientes que se tallarían en un engranaje que tuviera un radio primitivo igual al radio del cono complementario, siendo el paso el mismo del engranaje real.

fN

αcosNN f =

donde N número real de dientes del engranaje

α ángulo primitivo o la mitad del ángulo del cono.

LA CARGA DE DESGASTE LIMITE, αcos

75,0 bKQDF p

w = (valor permitido)

Donde y Q son los mismos de los engranajes cilíndricos de dientes rectos, con la diferencia que se basa en el número formativo de dientes y

KbDp ,,Q

α es el ángulo primitivo del piñón.


LA CARGA DE FATIGA LIMITE, puede aproximarse por ,oF

)(L

bLPbys

Fd

oo

−=

π (valor permitido)

LA CARGA DINAMICA, que es igual a la carga transmitida más un incremento de carga debido a los efectos dinámicos, puede aproximarse por

,dF

FbCVFbCVFFd ++

++=

05,0)(05,0

donde los símbolos son los mismos utilizados en los engranajes cilíndricos de dientes rectos. debe ser debe ser ,dF ≤ dW FF , ≤ ,oF Obsérvese que y son valores permitidos que no deben ser excedidos por la carga dinámica.

,oF WF

LAS NORMAS DE LA AMERICAN GEAR MANUFACTURERS ASSOCIATION (AGMA) recomiendan la siguiente potencia indicada para carga máxima, tanto para engranajes cónicos rectos como espirales.

)78

78(000.126

)5,0(VLP

bLbysnDHP

d

p

+

−=

π

donde s 250 veces el número de dureza Brinell del engranaje más débil, tanto para engranajes que han sido endurecidos, como para engranajes que no han sido endurecidos después de tallados. S 300 veces el número de dureza Brinell del engranaje más débil, si éste es cementado N Velocidad del piñón, en rpm Todos los demás símbolos son los mismos empleados anteriormente.


LAS NORMAS AGMA PARA DESGASTE (DURABILIDAD), recomiendan las siguientes potencias indicadas: para engranajes helicoidales de dientes rectos. bCCHP Bm8,0= para engranajes helicoidales de dientes espirales bCCHP Bm= donde factor del material, de acuerdo con la lista mostrada en mC seguida : n velocidad del piñón, en rpm.

)78

78(233 V

nDC p

B +=

Engranaje Piñón Material Dureza BrinellMaterial Material Dureza Brinell Cm I 160 - 200 II 210 - 245 0,30 II 245 - 280 II 285 - 325 0,40 II 285 - 325 II 335 - 360 0,50 II 210 - 245 III 500 0,40 II 285 - 325 IV 550 0,60 III 500 IV 550 0,90 IV 550 IV 550 1,00 I = acero reconocido III = acero endurecido superficialmente

o en aceite II = acero tratado térmicamente IV = acero cementado Se ha encontrado experimentalmente que, por regla general, si los dientes de hierro fundido son suficientemente resistentes, no fallarán por desgaste y que si


los dientes de acero satisfacen los requisitos de desgaste, serán suficientemente resistentes.


EDITADO POR: García Fabila Vladimir García Vázquez Marcos Hernández García Karen REVISADO POR:

ING. JOSÉ GALVÁN RAMÍREZ M. EN C. ANTONIO CAMARENA GALLARDO

ING. ROBERTO RODRÍGUEZ LOYA M. EN C. GABRIELA FERNANDEZ LUNA

CALCULO ESTRUCTURAL ANALISIS MECANICO, DE RESISTENCIA Y DEFORMACIÓN


GENERACION 2004


Determinación del perfil “C” respecto del eje “y”

1. Determinación del ri. h=9 dividiendo el valor de h/2 ri= 4.5 cm

1

2. Calcular radio de curvatura rn.

( )( ) ( )( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmnr

eeenr

tororoebo

tiritoroe

ritiriebi

thtotbotitbinr

22.7

6.05.135.13log8

6.05.46.05.13log6.0

5.46.05.4log8

96.06.0686.06.08

loglog6.0log

=

−+

++++

+−+−=

−+

+−++

+−+−=

1 NOMENCLATURA

.int,.,.,, ernoflexionesfuerzoCGaldistneutroejealCGdeldistaciaextfibracurvaturaradiocurvaturaderadio −−−−− SRerr oi Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

3. Determinar R respecto de CG.

( ) ( )( )

( )( ) ( )( )

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmR

R

thtotbotitbi

tohtotbotbitithirR

9

96.06.06.086.06.08

6.02196.06.086.0826.0

216.029

21

5.4

212

212

21

=

+−+−

−−+−++=

+−+−

−−+−++=

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

4. Determinar distancia de CG del eje Neutro

e= 9 -7.22 e= 1.78 cm

5. 2 Obteniendo reacciones BRAR

( )( ) .909

5.4180 kgBRAR ===

2 NOTA: Si la sección es simétrica el esfuerzo máximo de deflexión siempre ocurre en la fibra interna. Si la sección es asimétrica el esfuerzo máximo de deflexión puede presentarse en la fibra interna, externa o en ambas. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

6. Calculo para sección A – A’.

( )( )( )

( ) ( )

2750

12

36.09

3.05.490

cmkgS

SIcS

=

=∴=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡µ

7. para ri = 4.5 determinar hi.

72.25.422.7 =∴−=−= hprnrih

8. Calculo para sección B – B’.

( )( )( )( )( )( )( )

265.28

5.478.16.0872.25.490

cm

kgS

SAeri

hiS

=

==µ

para S’

( )( )( )( )( )( )( )

27.19

1.578.16.0812.25.490

12.222.71.5

cmkgS

SAer

hS

hh

rrh

o

o

o

o

noo

=

==

=

−=−=

µ


Determinación del perfil “C” respecto del eje “x”

1. Determinación del ri. h= 8 dividiendo el valor de h/2 ri= 4 cm


( )( ) ( )( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmnr

eeenr

tororoebo

tiritoroe

ritiriebi

thtotbotitbinr

33.6

6.01212log8

6.046.012log6.0

46.04log8

96.06.0686.06.08

loglog6.0log

=

−+

++++

+−+−=

−+

+−++

+−+−=


( ) ( )( )

( )( ) ( )( )

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmR

R

thtotbotitbi

tohtotbotbitithirR

5.8

96.06.06.086.06.08

6.02196.06.086.0826.0

216.029

21

4

212

212

21

=

+−+−

−−+−++=

+−+−

−−+−++=

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛


4. Determinar distancia de CG del eje Neutro.

e= 8.5 - 6.33 e= 2.17 cm

( ) ( )

( )kgyR

RxM

xM

kgxR

RyM

yM

c

cc

c

c

cc

c

25.101

04405

0

75.78

045.490405

0

=

=+=

=

=

=++−=

=

∑∑

∑∑

( ) ( )

( ) ( )kgR

R

xRyRR

c

c

ccc

26.12875.7825.101 22

22

=

+=

+=

Determinando sección A – A’

( )( )

( ) ( )

2

3

74.4

1286.0

3.0405

cmkgS

SIcS

=

⎥⎥⎦

⎤

⎢⎢⎣

⎡==

µ

Determinando sección B – B’

( )( )( )( )( )( )

( )( )( )( )( )( )

2

2

33.16

1217.26.0967.5450

67.533.612

132.20

417.26.0933.2450

33.2433.6

4

cmkgS

SAer

hSo

hhrrh

cmkgS

SAer

hS

hh

rrhr

o

oo

o

oonoo

i

ii

ii

i

i

pnii

=

==

=∴−=−=

=

==

=−=

−==

µ

µ


Diagrama esquemático.

Siendo la pieza simétrica el esfuerzo se localiza en el vector Z, por lo tanto:

( )( )

058299.275.745253

09.21

""

09.218.425.101

8.46.08

:mindet

2

2

2

2

−=∈=∈=∈

==

==

=

E

cmkg

cmkg

E

ZenlocalizasendeformacióLa

cmkg

cmA

piezaladeareaelandoer

AP

zzz

z

z

zz

σ

σ

σ

Determinando contracción axial:

( )( ) cmLELLL zzzzz 000016.06.0058299.2 =∆−=∆=∈∆

Calculando esfuerzo en eje “X” e “Y”.

22 75.188.4

90cmkg

cmkg

yy == σσ


Encontrando deformación en eje “Y”.

058299.275.745253

09.21

2

2−=∈=∈=∈ E

cmkg

cmkg

E zzz

zσ

Calculando esfuerzo cortante ν .

PaEE

z

y 88.0058299.2055159.2

=−−

=∈

∈= ννν

Redimensionando la sección transversal.

( )( ) cmLELLL yyyyy 0002012.08055159.5 =∆−=∆=∈∆

Determinando el modulo de rigidez (G).

( ) ( )

( )( )( )( )

( )( )( )( ) 0401.2

75.7452538.4890

"."

0569.175.7452538.4

6.025.101

78.19820588.01275.745253

12

−==

−===

=+

=+

=

E

YderespectoconanálisismismoelHaciendo

EEALP

GGEG

zz

zz

γγ

γγγ

ν

Empleando la 3Ley de Hooke.

( )( ) 346.30569.178.198205 === zz EG ττγτ

3 Ley de Hooke: Si se mide la deformación de un cuerpo producida por una fierza externa gradualmente creciente, se observa, que esta varía en medida prácticamente proporcional a la fuerza, después aumenta a una velocidad mayor al aumento de la fuerza. Si no se supera un cierto límite, llamado límite de proporcionalidad, la deformación es directamente proporcional a la fuerza. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Determinación del perfil “Z” respecto del eje “y”

1. Determinación del ri. h=5.192 dividiendo el valor de h/2 ri= 2.596 cm 2. Calcular radio de curvatura rn.

( )( ) ( )( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmnr

eeenr

tororoebo

tiritoroe

ritiriebi

thtotbotitbinr

903.3

6.0788.7788.7log889.5

6.0596.26.0788.7log6.0

596.26.0596.2log334.10

6.06.06.0

loglog6.0log

192.56.0889.56.0334.10

=

−+

++++

++=

−+

+−++

+−+−=

−−

3. Determinar R respecto de C.G.

( ) ( )( )

( )( ) ( )( )

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmR

R

thtotbotitbi

tohtotbotbitithirR

687.4

192.56.06.06.0889.56.06.0334.10

6.021192.56.06.0889.56.0334.1026.0

216.02192.5

21

596.2

212

212

21

=

+−+−

−−+−++=

+−+−

−−+−++=

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

4. Determinar distancia de CG del eje Neutro Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

e= 4.687 -3.903

e= 0.784 cm

5. Calculo para sección A – A’.

( )( )( )( )( )( )( )

compresiónacmkg

iS

iSiAerih

iS

2198.24

596.2784.06.090

334.10307.1596.2

=

=∴=µ

.

cmihirnrih 307.1596.2903.3 =∴−=−=

6. Determinando esfuerzo flexionante (S). para S’

( )( )( )( )( )( )( )

tensióncmkgS

SAer

hS

hh

rrh

o

oo

oo

o

o

noo

208.13

596.2784.06.0334.10707.0596.290

707.0903.3196.3

=

==

=

−=−=

µ



( )( )( )( )( )

2

3

27.1

12334.106.0

3.0596.290

cmkgS

SIcS

=

==µ

Determinando sección C – C’ para v y p

( )( )( )( )( )( )( )

( )( )( )( )( )( )( )

2

2

07.42

788.7784.06.0889.5885.3596.290

885.3903.3788.7

54.38

188.7784.06.0889.5285.3596.290

285.3188.7903.3

4

cmkgS

SAer

hSo

hhrrh

cmkgS

SAer

hS

cmhh

rrhr

o

oo

o

oonoo

i

ii

ii

i

i

pnii

=

==

=∴−=−=

=

==

=−=

−==

µ

µ


Determinación del perfil “Z” respecto del eje “x”

1. Determinación del ri.

Como 115.82223.16

2==+

bbi

ri= 8.115 cm


( )( ) ( )( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmnr

eeenr

tororoebo

tiritoroe

ritiriebi

thtotbotitbinr

163.8

log889.5log6.0log334.10

6.06.06.0

loglog6.0log

6.03345.243345.24

6.01115.86.03345.24

1115.86.01115.8

192.56.0889.56.0334.10

=

++

++=

−+

+−++

+−+−=

−+−−

−−



( ) ( )( )

( )( ) ( )( )

( ) ( ) ( ) ( ) ( )( ) ( )

( )( ) ( )( ) ( )( )

cmR

R

thtotbotitbi

tohtotbotbitithirR

20.10

6.06.06.0

6.021192.56.026.0

216.02

21

1115.8

212

212

21

192.56.0889.56.0334.10

6.0889.56.0334.10192.5

=

++

−+++=

+−+−

−−+−++=

−−

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛−−

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛

2. Determinar distancia de CG del eje Neutro.

e= 10.20 – 8.163

e= 2.037 cm

( ) ( )

( ) ( )kgyR

yRyF

yF

kgxR

xRxM

xM

B

BB

B

B

BB

B

90

0167.5167.590

0

270

0167.5167.59006.930

0

=

=+=

=

=

=++=

=

∑∑

∑∑


( ) ( )

( ) ( )

( ) ( ) ( )

kgxRkgyRkgxR

RxRyM

yM

kgRR

xRyRR

D

F

F

DFD

D

BT

BT

BBBT

10.15490270

0596.201.53006.930944.2944.29001.530

0

60.28427090 22

22

===

=+−++=

=

=

+=

+=

∑∑


( )( )( )

( )( )

2

3

58.7

12334.106.0

3.0167.5270

cmkgS

SIcS

=

==µ

Determinando sección F – F’

( )( )( )( )( )

2

3

35.723

12889.56.0

3.0944.2270

cmkgS

SIcS

=

==µ

Determinando sección D – D’

( )( )( )( )( )( )( )

( )( )( )( )( )( )( )

tensióncmkgS

SAer

hSo

hhrrh

compresióncmkgS

SAer

hS

cmhh

rrh

o

oo

o

oonoo

i

ii

ii

i

i

pni

2

2

05.46

14037.26.0192.5837.5596.2270

837.5163.814

701.0

1115.8037.26.0192.5515.0596.2270

515.01115.8163.8

=

==

=∴−=−=

=

==

=−=

−=

µ

µ


Diagrama esquemático.

( )( )

( )( )( )( ) cmLELLL

cmLELLL

ZenlocalizasendeformacióLa

PaEE

cmkg

cmA


AP

zzzzz

yyyyy

z

zz

0000369.06.00515.6

00020047.0334.100594.1

""

315.00515.60594.1

90.452004.6

6.284

2004.66.0334.10

:mindet

2

2

=∆−=∆=∈∆

=∆−=∆=∈∆

=−−

=

==

==

=

νν

σ

σ


( ) ( )

( )( )( )( )( )

( )( )( )( )( )

( )( )( )( ) 95.5604014.244.283366

87.6304274.244.283366

tanmin

04074.275.7452536.0334.10

7.306.284

0401.275.7452536.0334.10

334.1090

44.283366315.012

75.74525312

=−===−==

−===

−===

=+

=+

=

yyyyy

zzzzz

zzzz

zz

yyyy

yy

EGEG

tecoresfuerzoelandoDeter

EEALP

EEALP

GGEG

ττγτττγτ

τ

γγγ

γγγ

ν


( )( )

( )( )

( )( )( )( ) cmELELLL

cmELELLLYZamientoalporndeformacióandoDeter

PaEE

cortedeesfuerzoelandoDeter

E

cmkg

cmkg

E

E

cmkg

cmkg

E

YZenlocalizasendeformacióLa

cmkg

cmA


AP

cmkg

cmA


AP

kgRreacciónunapara

zzzzz

yyyyy

z

y

yyy

y

zzz

z

y

yy

z

zz

FY

0596.66.00416.1

0427.2887.50587.3".",""argmin

33.00402.1054.3

min

0541.375.745253

47.25

0402.175.745253

41.76

".",""

47.255334.390

5334.36.0889.5

:mindet

41.765334.3270

5334.36.0889.5

:mindet

90

2

2

2

2

2

2

2

2

−=∆−=∆=∈∆

−=∆−=∆=∈∆

=−−

=∈

∈=

−=∈=∈=∈

−=∈=∈=∈

==

==

=

==

==

=

=

ννν

σ

σ

σ

σ

σ

σ



( ) ( )

( )( )( )( )( )

( )( )( )( )( ) 0479.3

75.7452536.0889.57.3270

0401.275.7452536.0889.5

889.590

58.28017033.01275.745253

12

−===

−===

=+

=+

=

EEALP

EEALP

GGEG

zzzz

zz

yyyy

yy

γγγ

γγγ

ν


Diseño de Engranes Cónicos.

1. Proponiendo Diámetro del piñón (Dp).

Dp= 10 mm. Razón de velocidad 1:1

2. Determinando diámetro medio del piñon (rm).

( ) 498.05.08.0183.0

215.0

21

=⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛−=−= mmpm rsenrbsen

Rrβ

3. Determinando Momento en el piñón (Mt).

( )( ) inlbMM

NHPM

tt

t

−==

=

40.16240

630000625.0

63000

4. Calculando la fuerza tangencial en el diente (Ft).

lbFF

rMF

tt

m

tt

93.32498.040.16

==

=

5. Calculando fuerza de empuje en el piñón (Fp).

lbFSENF

senFF

pp

tp

47.84520tan93.32

tan

=°°=

= βφ

6. Calculando fuerza de empuje del engrane (Fg).

lbFF

FF

gg

tg

47.845cos20tan93.32

costan

=°°=

= βφ

7. Considerando el espacio físico donde se acoplarán los engranes, Det. Diámetro primitivo. 4Proponiendo valores del piñón: Dp =0.78 in HP =0.0625 Perfiles de los dientes = 20° rpm = 240 BHN = 200 Características del material a emplear: SAE 1095 Sy = 105000 psi So = 35000 psi

4 Siendo ambos engranes del mismo material, no es necesario calcular cual es el más débil. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

8. Determinar:

a) Determinar la longitud del diente r el paso diametral (Pd) requerido desde el punto de vista de resistencia, empleamos la ecuación de Lewis.

b) Verificar el diseño desde el punto de vista de la carga dinámica y desgaste. c) Mediante el diseño basado en resistencia, se determina la velocidad del piñón. CALCULANDO:

( ) ( )min

492901278.0

12*

ft

rpmD p

=⎟⎠⎞

⎜⎝⎛=

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛=

νπν

πν

Determinando esfuerzos permisibles (S).

( ) ( ) 5515.0239.0239.022

90.33626491200

1200350001200

1200

=+=+=

=⎟⎠⎞

⎜⎝⎛

+=⎟

⎠⎞

⎜⎝⎛

+=

LLePpRL

psiSSSS o ν

Determinar la longitud del diente b proporcional a 1/8.

mbbLb 125.0183.0355.0

3====

Calculando fuerza F permisible que puede transmitir.

( )( ) 09.4249

330000625.033000=== FF

HPF

ν

Empleando ecuación modificada de Lewis, valor permitido.

( ) 1243.24255.0

125.055.009.42

125.09.33626≈=⎟

⎠⎞

⎜⎝⎛ −

=

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛ −

=

yP

yP

LbL

FSb

yP

dd

d

π

π

Comprobamos el paso propuesto.

y = 0.15

Obtenemos el número de dientes del piñón.

realesdientesNPDN pdpp 1236.9* ≈==

Modificando el diámetro primitivo (Dp) del piñón.

inDDPN

D ppd

pp 1

1212

===


9. Determinar número virtual o formativo del diente (NF).

43.24257.144

:

57.144083.012

083.0:

33.139.0

12

90.0cos55.021

cos2

cos

cos

cos

<<

==

=

==

==⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛

=

=

yP

yP

tablasdevalorconcalculadovalorcomparando

yPy

obtenemosTablasde

NN

L

Ddeenoeloencontrand

NN

dd

d

FF

p

pF

piñonpiñon

piñon

ααα

α

α

.verificando diseño desde el punto de vista de carga dinámica. Modificamos 5K 6BHN 550 k = 503.25

( ) 25.503400

366550==BHN

Para Acero Cementado 20°

( ) 133.1333.13

33.1322=

+=

+= QQ

NN

NQ

engranepiñon

e

FF

F

Verificando por desgaste

( )( )( )( ) psiFF

bkQDF

WW

piñon

pW

65.749.0

125.50318.0175.0

cos

75.0

==

=α

Calculando la carga de fatiga límite (Fo).

( )( )( ) psiFF

LbL

PbyS

F

oo

d

oo

09.9255.0

18.055.012

083.018.035000=⎟

⎠⎞

⎜⎝⎛ −

=

⎟⎠⎞

⎜⎝⎛ −

=

π

π

5 k= factor del esfuerzo de fatiga 6 BHN= Dureza Brinel del material Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Determinando la carga dinámica. ( )

( ) ( ) ( )( )( ) ( )( ) ( )

psiF

F

CTablasde

fbcfbc

FF

d

d

d

8.6309.42415183.04905.0

09.42415183.04905.009.42

415

05.005.0

=

++

++=

=

++

++=

νν

Comprobando

8.6365.74

8.6309.92

≥≥

≥≥

dw

do

fF

FF

La condición se cumple, por lo tanto el diseño es correcto. 10. Se calcula el volumen total con duraluminio. V = 78266.01 + 80669.79 + 79241.79 VTDURALUMINIO = 237577.59 mm = 14.49 in3 3

( ) kgWininlbW

VWmlb

ODURALUMINIODURALUMINI

ODURALUMINI

657.049.141.0

*

100.0

33

3

=⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛=

=

=

ρ

ρ

11. Obtenemos el volumen total de los materiales A-36

( ) kglbWininlbW

VW

inmmV

V

AA

A

T

T

278.06132.010.2292.0

*

10.232.34574

24.839804.10616.1663844.8476

363

336

36

33

==⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛=

=

==

+++=

−−

− ρ

12. Adicionando peso de la rotula y el resorte del pie:

lbkgWW

WWwWW

T

T

RESORTEROTULAAODURALUMINIT

428.355.131.031.0278.0657.0

36

==+++=

+++= −

13. Obteniendo los HP.

( )( )0249.2

3300024042.3

33000−=== EHP

rpmlbHPFlbnHP


Diseño del eje.

1. Determinando reacciones en los apoyos y cargas máximas.

( ) ( ) ( )

( ) ( ) ( )kgR

RM

M

kgR

RM

M

B

AB

B

B

BA

A

53.90

0462.10262.990262.190

0

46.89

0462.102.9902.190

0

=

=−+=

=

=

=−+=

=

∑∑

∑∑


2. Calcular diámetro de la flecha en sección de valeros.

( )

( )

2

2

22

3

32

675022509000

90005.018000

52.1265180003.060000

1020

323

inlb

inlb

cm

kg

inlb

flechalaparamaterialunoproponiend

Md

diametroelobtenerparaddespejando

perm

perm

MAX

dM MAX

=−=

==

===

=

=

σ

φ

σσ

πσ

σ π

Este resultado es comparado o es menor en el área de engranes por que lleva cuña.

( )( )( ) cmdd balero 9685.0

52.1265876.11232

3 ==π

7Diseño de las columnas (función fémur). 7 El diseño de columnas puede ser considerado como una viga vertical, para su solución emplear la ecuación de Euler para carga crítica (antes mencionada). Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

1. Considerando la carga axial a la que se ve sometida la estructura, Calculamos: (62.15kg)(35cm)=2175.6kg/cm=M para un material: ALUMINIO 2014-T6

2

2

2

2

0340

40000

0370

0350

066.10

inlbE

inlbES

inlbES

inlbEE

cr

y

o

y

=

=

=

=

=

σ

σ

Calculando la 8relación de esbeltez.( ) ( )[ ]( ) ( )[ ]

( )( ) 88.34696.4

1265.13

696.4492.32613.716

mindet

613.71648.1204.1464

492.3248.1204.144

.det

min

444

222

2

==

===

=−=

=−=

=

rL

rL

inrrAIr

radioelandoer

inI

inA

elementodelareaelermiando

ErL

cr

π

π

σπ

2. Determinando deformación por pandeo Empleamos la ecuación de Euler para carga crítica:

8 La relación de esbeltez, es la relación existente de un miembro respecto del radio de giro, referidos al eje menor de inercia. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

psiPEPLEIP crcrcr 92.21294262

32.1861049.7

22

22 === ππ

( ) psi

ICM

AP

57.132613.716

08.775.12182492.32832.396

maxmax

maxmax

=+=

+=

σσ

σ

Diseño de columna (interna).


1. Considerando la carga axial a la que se ve sometida la estructura, Calculamos: (62.15kg)(20cm)=1243.2 kg/cm = M para un material: ALUMINIO 2014-T6

2

2

2

2

0340

40000

0370

0350

066.10

inlbE

inlbES

inlbES

inlbEE

cr

y

o

y

=

=

=

=

=

σ

σ

Calculando la 9relación de esbeltez.

( ) ( )[ ]( ) ( )[ ]

( )( ) 2250416.0

128.7

0416.0037339.2067349.4

mindet

06734.41102.0125.064

03733.21102.0125.04

.det

min

444

222

2

==

=−−

==

−=−=

−=−=

=

rL

rL

inrEEr

AIr

radioelandoer

inEI

inEA

elementodelareaelermiando

ErL

cr

π

π

σπ

2. Determinando deformación por pandeo 9 La relación de esbeltez, es la relación existente de un miembro respecto del radio de giro, referidos al eje menor de inercia. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Empleamos la ecuación de Euler para carga crítica:

( )( ) psiPEEPLEIP crcrcr 081.8

8.70673.4066.10

22

22 =

−== ππ

( ) psiEE

ICM

AP

12262.90673.4299.5598.6961

7339.2832.396

maxmax

maxmax

=−

+=

+=

σσ

σ


Adquisición señales bioeléctricas. El principal objetivo, es conseguir un sistema con muy poco ruido, para la adquisición de la señal electromiográfica. La presencia de ruido en el registro de este tipo de señales, es prácticamente inevitable. Ya sea por causas ajenas, o propias del sistema. El conocimiento acerca del ruido, y las causas que lo propician, ayudarán al procesado y eliminación de éste. En primer lugar, citamos el concepto de ruido, que se define como una señal ajena a la señal de estudio, provocando errores en el sistema de medida. El termino interferencia, también es utilizado en este documento, para referirse a las señales externas a nuestro sistema, que pueden seguir una evolución temporal en el tiempo y espacio. Podemos destacar: la red eléctrica; y aparatos como luces, fluorescentes, motores. Destacamos, el problema que conlleva la amplitud tan pequeña de las señales bioeléctricas. Los potenciales bioeléctricos del ser humano son magnitudes que varían con el tiempo en un rango de 4 a 5 mV. Conexión amplificador de instrumentación. Este tipo de amplificadores necesita un camino entre cada entrada y masa para el cierre de las corrientes de polarización de los transistores de la primera etapa, permitiendo fijar su punto de trabajo. Al necesitar impedancias de modo común muy elevadas, no podemos establecer el camino citado mediante resistencias externas pues no garantiza en continua la estabilidad de la entrada. Una posible solución es añadir resistencias externas en las dos entradas.

Sin embargo, esta solución presenta algunos problemas, como es la degradación de la impedancia de entrada, de estabilidad, etc.


Una solución mejor, es añadir un tercer electrodo, conectado a masa, y dirigido a otro punto del sujeto en estudio, por ejemplo alguna extremidad inferior como el pie. El inconveniente de esta configuración es que permite la existencia de un camino de baja impedancia entre el paciente y masa cerrándose posibles orrientes de fuga que podrían dañarle. c

Evitamos este problema, eligiendo un esquema algo más sofisticado para el tercer electrodo, basándonos en una nota de aplicación de Analogo Devices[7]. Estará dirigido al píe (del usuario en estudio), y a tierra con una resistencia grande y un amplificador operacional, permitiendo así, el cierre de las corrientes de polarización y minimizando las corrientes de fuga, pues éstas ueden llevar a la aparición de una elevada tensión sobre el paciente.

ciente queda introducido en el lazo de alimentación, pero de modo seguro.

p Es conclusión, con este esquema el pare

os despreciar la resistencia a la que está ometido el paciente y los electrodos.

iseño del circuito.

e voltaje pico. Se utilizará rimero un amplificador diferencial para atenuarla.

continuación, exponemos las razones de esta selección.

De este modo, reduciremos la señal de modo común a la que está expuesto el paciente. La impedancia del tercer electrodo es mucho menor. Y debido a la alta conductividad de la dermis podems D En primer lugar, abordaremos el problema de la elección en la etapa de amplificación siendo éste el proceso más delicado. El amplificador de entrada debe tener una gran ganancia, pero además debe eliminar la mayor cantidad de ruido sin influir en la información de la señal. En el apartado correspondiente a la interferencia capacitiva hemos estimado que la tensión acoplada en modo común al cuerpo del paciente es superior a 1V dp A


Elección del amplificador. Para esta etapa estudiamos cuál es el amplificador más adecuado para nuestro roblema.

e sitúa en torno a 1mV, mucho menor que los 230V orrespondientes a la red.

señal en modo común, que corresponde al ido y no a la señal bioeléctrica.

plificadores. Amplifica la diferencia de nsiones existentes entre sus entradas.

s). Esto es, exactamente, lo que ocurre en nuestro caso. jemplos de uso:

grandes distancias.

ransductores como las galgas extensiométricas.

álculos necesarios que corroboran la lección de este tipo de amplificador.

gar, representamos la fórmula que calcula el valor del oltaje de interferencia:

p Amplificador no diferencial. La señal obtenida a la salida de estos amplificadores es la suma ponderada de la tensión bioeléctrica junto al acoplamiento capacitivo de la red eléctrica. Esto, dificulta enormemente la labor de eliminar la tensión correspondiente a la red eléctrica de la señal bioeléctrica del ECG, cuyo nivel medio sc Se hace imprescindible que el amplificador permita atenuar, en la medida de lo posible, la gran componente de ru Amplificador diferencial (A.D.). El razonamiento anterior, demuestra que es necesario la utilización de este tipo de amte Los A.D. son importantes en aplicaciones donde existen señales débiles contaminadas por diferentes tipos de ruido (como los mencionados en apartados anterioreE Transmisión digital aSeñales de audio. Electrocardiograma (ECG). T Amplificador diferencial. A continuación, describiremos los ce Problemas. En primer luv

(6)


Siendo el voltaje correspondiente a la red eléctrica; y las impedancias de los dos electrodos de la figura 30. El problema es que el

resultado de la fórmula anterior es de Vinterf 3.9mV; en cambio, en el ECG el nivel medio es de 1mV. Cálculo del (Common Mode Rejection Ratio)[2]. En este apartado explicaremos como se procederá a calcular el valor del CMRR necesario para el amplificador de entrada.

Si a la entrada del amplificador tenemos unos niveles de señal y (modo diferencial y común, respectivamente). Si en las entradas del amplificador diferencial tenemos tensiones V1 y V2, en la salida tendremos:

(7)

Donde Se refiere a la tensión de salida diferencial, es decir, la que nos interesa para

nuestro estudio. Y, El término debido a la componente en modo común introduce un error absoluto. La siguiente fórmula, es el cálculo de la tensión de salida a la entrada en modo común.

(8)

donde es la ganancia en modo común, y es la tensión en modo común.

(9)

En la anterior fórmula, Donde es la ganancia diferencial, y es la tensión diferencial de entrada.


Suponemos que se desea que este error, sea de un porcentaje de la señal

, es decir, que .

Siendo y niveles medios de señales estimados. Se tiene entonces que:

(10)

Si ahora multiplicamos el mismo factor, , en el dividendo y divisor, obtenemos lo siguiente:

(11)

Como en el caso del ECG, se requiere una señal de interferencia =1%. Es

decir, debe ser de 1 mV. Por tanto, el CMRR deberá ser:

(12)

CMRR = 20logCMRR = 20log240000 108dB. Como se observa, de ésta última fórmula, el amplificador para nuestro sistema debe tener una ganancia en modo común muy elevada. Por tanto, el amplificador elegido debe cumplir con un elevado rechazo al modo común descrito en las anteriores ecuaciones. Eligiremos un Amplificador de instrumentación. El término amplificador de instrumentación es usado para denotar la elevada ganancia, acoplo-DC, un amplificador diferencial con una única señal de salida, alta impedancia, y un elevado CMRR. El amplificador de instrumentación se utiliza para amplificar señales de entradas muy diferentes y pequeñas, que provienen de transductores, en los cuales podría haber una señal o nivel alta de modo común. [2] Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Filtrado de la señal. Esta característica es necesaria para eliminar el ruido debido a las altas frecuencias de nuestro sistema, ya que sólo nos interesan las bajas pues son las correspondientes a las señales bioeléctricas. En nuestro sistema, al ser un prototipo de Electrocardiógrafo, se ha seleccionado un filtro sencillo, para evitar distorsionar la señal de ECG. En primer lugar, hemos añadido un minúsculo filtro paso alto y posteriormente un filtro paso bajo que serán de orden 1. En segundo lugar, como hemos elegido un microcontrolador cuyo ADC (conversión analógica/digital) es unipolar, primero debemos quitar la componente continúa, por ello utilizamos un filtro paso alto. Y posteriormente, el filtro paso bajo, permite eliminar parte del ruido generado en el acondicionamiento de la señal. Por último, añadimos una pequeña componente DC para permitir que la señal sea unipolar y se encuentre en el margen del ADC, permitiendo una conversión de mayor calidad, pues como se ha comentado anteriormente, el ADC del microcontrolador es unipolar, mientras que nuestra señal es bipolar. Etapa de alimentación.

Nuestro circuito se encuentra alimentado con dos pilas de 9V ya que el OP07 se encuentra alimentado con +9V. Etapa de amplificación. En este apartado se aplicarán los conceptos estudiados en puntos anteriores para el correcto uso de los amplificadores. Para la adquisición analógica, se ha procedido del siguiente modo: tomamos la señal electrocardiográfica del usuario a través de los electrodos, y estos a su vez se encuentran conectados al circuito a partir del cable apantallado que permite la eliminación de ruidos. Los electrodos corresponderán a E1 (mano izquierda) y E2 (mano derecha) de la figura. Posteriormente nos encontramos con el Amplificador de instrumentación.. Al cual le llega la señal de ECG a partir de las entradas Vin- y Vin+. Tal como se vió en el apartado para evitar el ruido de las las señales bioeléctricas, se eligió un amplificador INA114 que cumpliese con ciertos requisitos:

Es un amplificador diferencial, con rechazo modo común es muy alto 120dB e impedancia de entrada de unos . Para poder polarizar la entrada, de modo que no sea perjudicial para el paciente, hemos elegido una realimentación activa.


Por este motivo, elegimos el tipo de amplificador que aparece en la figura 17, de hecho según consta en sus especificaciones está preparado para aplicaciones médicas. La ganancia que nos ofrece este amplificador es de

(13)

donde para nuestro circuito son dos resistencias puestas en serie, RG1 y RG2 Figura. 17, de 28 dando lugar a una ganancia de 900. Se han dispuesto de este modo para obtener tensión en modo común y poder introducirla en la pantalla. A continuación, explicamos las criterios para la etapa de filtrado. Primero incluimos un Filtro paso alto, eliminándose así la componente continua y el posible ruido de baja frecuencia. Para el cálculo del condensador necesario:

Estudiando posibles valores, el valor del filtro debe rondar entre 0.1-0.2-0.4Hz,

debido a la señal de continua, se utilizo de 0.4 y el condensador de unos 6.8 f. Estos valores, se calcularon de modo experimental, siendo valores orientativos para bajas frecuencias. Además, se han utilizado resistencias variables de multi vuelta para una mayor calidad a la hora de ajustar la ganancia según cada usuario. Del orden de 1-


10K . Después tenemos otra etapa de amplificación no diferencial con un

a ganancia final del sistema, junto a las ganancias ajustables mencionadas en l párrafo anterior.

Filtro paso bajo se utiliza a la salida del OP07 para eliminar los posibles ruidos qu r de 0.47

amplificador operacional: OP07. Nos permite controlar: Le Ajustar la componente DC. Se precisa este tipo de amplificador para aplicaciones de precisión, además permite ajustar el offset. En nuestro caso, no se utiliza dicha funcionalidad.

e se han podido originar en esta etapa. Al utilizarse un condensado

f, la resistencia para este filtro se ha calculado del siguiente modo:

(15)

la señal después del filtro paso alto toma valores en torno

lador. En la figura 18

Al hacerse necesario que la señal de ECG ocupe el máximo margen cel ADC posible, se ha añadido esta etapa de amplificación, cuya señal se puede hacer más o menos pequeña de modo ajustable. Nuestro circuito permite un ajuste de continua, mediante un divisor resistivo con un potenciómetro (resistencia multi vuelta). Comoal cero, se ha hecho necesario aumentarla para la entrada del microcontro

se puede observar el esquema electrónico de éste último apartado.

igura: Esquema final para la fase de amplificación de la señal adquirida y F

filtrada posteriormente. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Implementación del circuito.

Figura 15: Foto del circuito final.

rmación es preciso ner en cuenta distintos factores que pueden dar lugar a señales de ruido que

el acoplamiento con el paciente, y entre s conductores y el equipo. También podemos citar otros motivos como la red

el equipo. Tampoco se puede descartar, otros aspectos ioeléctricos o fisiológicos, como puede ser la respiración, movimiento del

de limentación, rizado, la transmisión de la parte digital añade también ruido a la arte analógica, e incluso el ruido generado por los propios componentes.

Ruido en la etapa de amplificación. Debido al bajo nivel de la señal, es preciso amplificarla, pero para conseguirlo de manera correcta para futuros tratamientos de dicha infoteinterfieren con la señal deseada. Citaremos los siguientes: Ruido provocado por el exterior. La principal a destacar es producida por el contacto entre el electrodo y la piel del paciente. Añadiremos las inductivas; incluyendo, las capacitivas como sonloo cargas electrostáticas entre otros. La red, puede llegar a generar hasta 50Hz, siento muy responsable de las alteraciones dbpaciente, etc. Ruido provocado por el interior. En este apartado citaremos la fuenteap Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Interferencia Capacitiva. Cuerpo del paciente. Es el efecto negativo más destacado, responsable de la mayor parte del ruido. Por ello, es un punto a destacar en el desarrollo del amplificador. El cuerpo se puede considerar como un conductor bastante mplio. Éste se encuentra separado por el aire que proviene de la corriente

modo que el aire tiene un comportamiento dieléctrico. a impedancia del cuerpo humano se ha despreciado debido a la baja

a siguiente ecuación muestra el valor de tensión con respecto a la tierra producido por el divisor de tensión formado.

aeléctrica. La consecuencia de ello es que se forman dos condensadores por encima y debajo del paciente deLresistencia de la piel. L

(3)

2.40V. Este valor es perjudicial puesto que la señal de ECG se encuentra entre 1mV y 10mV. Veremos la solución a este punto en el apartado dedicado

ntallado; in embargo, se degrada la impedancia en modo común, y también, se puede

al Amplificador diferencial. Equipo de medida. Debido al suministro de la red eléctrica, la señal captada del paciente puede tomar un desplazamiento. La consecuencia de ello es que aparecen unas corrientes de 50 Hz que viajarán a tierra a través de los electrodos, la piel y el cuerpo del paciente produciéndose tensiones en modo común y diferencial. La solución a ello podría ser utilizar un cable apasproducir un desajuste que conlleva a una tensión diferencial errónea. La explicación reside en que dichos cables tienen una capacidad entre el conductor interno y la pantalla de 30-100 pF/m quedando en paralelo con la impedanccada cable que va a cada electrodo son distintas produciendo un desajuste de tensión. El resultado es que se generan una tensión diferencial proporcional a la tensión común que puede tener más influencia en la disminución de la impedancia citada. Para evitarlo se conectará el apantallamiento de los cables a la tensión en modo común de este modo evitamos que el acoplamiento se produzca

ia del amplificador. A ello se debe añadir que las capacidades de

con l conductor interno y sí con la pantalla, así conseguimos que las corrientes léctricas de 50Hz deriven a masa evitando su circulación por los cables.

ee


Interferencia inductiva. Causadas por la red eléctrica, conllevan a la aparición e campos magnéticos variables en el tiempo, induciendo tensiones de 50Hz

proporcionales al bucle formado, según dice la ley de Faraday Lenz:

d

(4)

e utiliza un cable trenzado. Esto permite que isminuya la superficie de flujo, también debería tenerse en cuenta en la placa

con la iel a través de un electrolito conlleva a una distribución de cargas entre el

l del CG. La solución sería fijar bien los electrodos, limpiar la superficie con

a muscular, etc. Para ello debemos respetar los iguientes puntos: Reposo del paciente, relajación y ambiente adecuado para

argas electrostáticas. Causadas por la circulación sanguínea, provocan

uentes internas de ruido. Causadas por la fuente de alimentación y los

ridad del paciente. os fabricantes de los componentes deben asegurar una relación de rechazo

Es importante la calidad de los componentes para s primeras etapas que son las más delicadas. Por ejemplo, las resistencias ueden provocar un ruido:

Para solventar este problema sdque utilizamos para el sistema. Potenciales de contacto El hecho de colocar un electrodo en contactopinterfaz electrodo-electrolito dando lugar a la aparición de un potencial. En el momento en que la posición del electrodo se mueve respecto al electrolito producirá una alteración en la distribución de la carga alterando la señaEalcohol, y que el paciente se encuentre en un perfecto estado de reposo. Potenciales bioeléctricos. Este problema surge por el movimiento del sujeto en estudio, de la massestas dos condiciones. Respiración. Provoca cambios de amplitud que alteran el registro del ECG. Calteraciones en la línea e incluso saturaciones en los amplificadores. Fpropios componentes eléctricos. Fuente de alimentación. Para solventar este problema se deberían utilizar componentes de calidad debido al limitado ancho de banda del sistema y baterías que reducen el ruido además de aumentar la seguLfrente a grandes variaciones de tensión de la alimentación. Componentes eléctricos. lap


(5)

donde . T= Temperatura (K). R= . Una forma de liminar el ruido es utilizando filtros que quitan la contaminación de la señal.

ente que circula por el cuerpo humano epende de los siguientes factores:

a corriente que circula.

ariabilidad de la superficie a zonas interiores.

tos podrían provocar contracciones involuntarias e los músculos, asfixia, etc.

la señal bioeléctrica entre el interior del cuerpo y nuestro sistema de edida.

Estos strumentos deben cumplir con las ciertas características, destacamos:

corrientes con poca pérdida de información.

s secundarios en el paciente.

table y pequeño. uradero en el tiempo.

e Componentes eléctricos. La corrid Magnitud de lFrecuencia. Duración del paso de la corriente. V Los valores de dichas corrientes deben estar entre los estándares (entre 0.5-10mA), pues a superiores a esd Electrodos y cables. Un electrodo, está formado por una superficie metálica y un electrolito (en contacto con la piel). Entonces, existen dos transiciones en el camino dem La primera, se refiere al contacto entre la piel y el electrolito. La segunda, es el contacto entre el electrolito y la parte metálica de nuestro electrodo. Los electrodos, son los encargados de transformar en corrientes eléctricas las corrientes iónicas del cuerpo humano. Como se ha comentado en otros apartados, al colocar el electrodo con la piel se producen una distribución de cargas que origina el potencial de contacto que varía según la posición.in Transformar Higiénicos. No produzca efectoBaja impedancia. Potencial de contacto esD

Figura 10: a) Electrodos de ventosa, b) Electrodos de pinza, c) Electrodos desechables.


Para asegurar que capte información coherente y sin ruidos es necesario limpiar la superficie de contacto con alcohol para eliminar las células muertas (por su alta impedancia), añadiendo un gel dedicado a los electrodos que deba dejar que se seque levemente para disminuir la impedancia que produce la dermis. Lo que se ha utilizado además para disminuir la impedancia ha sido el uso de cables apantallados conectados a los electrodos para disminuir el acoplo capacitivo en los cables, es decir, guarda activa.


R.



GENERACION 2004

Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García

ANALISIS DE DISEÑO DE PROTESIS DISEÑO MECANICO, DINAMICO Y ELECTRÓNICO

adimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004

En este capitulo trataremos

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En este capitulo trataremos todos los costos obtenidos en la realización de la prótesis mioeléctrica; asi como el analisis de algunas de las partes de este, en cuanto a su estudio económico de acuerdo a su proceso de realización. Así como también se conocerán diversas formas de identificar los costos.

Fabila Vl

INTRODUCCIÓN

El crear sistemas capaces de proporcionar bienes y servicios, los cuales satisfacen necesidades humanas, corresponde a la ingeniería. La importancia de estas obras de ingeniería no sólo se estima en función a la eficiencia técnica de los sistemas que crea, sino también en base a su eficiencia económica, expresada en función de los costos incurridos y de los valores o beneficios alcanzados. La mayoría de las veces que se emprende una tarea, existen diversas alternativas para llevarla cabo. En una situación de negocios o en la vida personal, la mayor parte de la información sobre cada alternativa puede expresarse cuantitativamente en función de ingresos y desembolsos de dinero. Cuando se requieran inversiones de capital para equipos, materiales y mano de obra a fin de llevar a cabo dichas alternativas y se involucra alguna clase de actividad de ingeniería, la formulación y evaluación de proyectos puede utilizarse para ayudar a determinar cuál es la mejor de ellas. Se realizan aplicando un procedimiento técnico, ó sea, un conjunto de relaciones científicas que se ponen en operación, con el fin de determinar tanto la eficiencia técnica como la eficiencia económica. Dichas evaluaciones deberán relacionarse estrechamente entre ellas; de tal manera que la solución al problema establecido sea factible. Cualquier actividad que va a llevarse a cabo requiere de varios elementos para su realización. En una actividad consciente se sacrifica algun insumo con un cierto valor, con la finalidad de obtener un producto con mayor valor. El éxito económico de un proyecto se determina considerando la relación entre el mismo y el producto a lo largo del tiempo.


COSTOS

Como el estudio económico se realiza con la finalidad de tener los elementos para tomar una decisión en cuanto a la factibilidad de realización del proyecto, siendo esto a futuro, es decir, con los productos que vengan en general se necesita información en dos áreas para lograr una conclusión firme. Una de ellas es el producto físico que puede esperarse de un cierto insumo. La evaluación económica de este proceso en fabricación de la prótesis G3HR, esta basada en tres aspectos que son:

• Mecánico • Electrónico (control) • Ingeniería

CLASIFICACIÓN DE LOS COSTOS En la realización de un estudio económico es de suma importancia el saber como se puede clasificar los costos, a fin de determinar el método más adecuado para su acumulación y asignación. A continuación describimos una clasificación que nos ayuda a facilitar esta acumulación.

1. Por sus elementos

• Materiales directos: Materiales que hacen parte integral del producto terminado.

• Mano de obra directa: mano de obra aplicada directamente a los componentes del producto terminado.

• Costos indirectos: costos de materiales, de mano de obra indirecta y de gastos de fabricación que no pueden cargarse directamente a unidades, trabajos o productos especificos.

2. Por producto

• Directos: costos cargados al producto y que no requieren más

prorrateo. • Indirectos: costos prorrateados, ya que no están directamente

aplicados como elementos del producto.


COSTOS DIRECTOS

ASPECTOS MECANICOS. Primeramente consideraremos dentro de estos costos, los materiales para la estructura mecánica (por pieza), costo de maquinado (por hora), acabados (por pieza), y diseño.

Material Cantidad Precio Tornillo allen cabeza conica 1/8” X ¼” 8 $ 4.00 Opresor allen 1/8” X ¼” 4 $ 2.00 Tornillo 1/8” X 2” 2 $ 4.00 Rotula cuerda interna 3/8” 1 $ 350.00 Valeros 3 $ 100.00 Moto – reductor 12 v. D.C. 2 $ 160.00 Solera de aluminio 6064 – T6, e = 1/8”, l = 30 cm.

1 $ 50.00

Tubo de aluminio 6064 – T6, e = 1/8”, l = 25 cm., d = 1 ¾”

1 $ 50.00

Bloque de aluminio 6064 – T6, 6 X 16 cm

2 $ 100.00

Cool-rooll l = 16 cm, d = ¼”. 1 $ 10.00 Nylamid (barra) l = 5cm. d = 1 ¾” 1 $ 20.00 Barra de Latón d =1”, l = 6 cm. 1 $ 25.00 Fuente de 24 v. 2.2 Ahr Portalack Bateria recargable.

2

$ 800.00

Total: $1,675.00 Nota: costo del alargamiento de la flecha del motor: $300 COSTO TOTAL DE ASPECTOS MECANICOS: $1,975.00


ASPECTOS ELECTRONICOS

Material Cantidad Precio Amplificadores

Resitencias 20 $ 7.00 Capacitores 6 $72.00

Diodos 10 $10.00 Transistores 6 $90.00

Swichs 2 $30.00 Amplificadores Oper. 2 $200.00

Sockets 3 $ 90.00 Push Button 2 $ 12.00 Micro swich 1 $ 6.00 Pila de relog 1 $ 20.00

Silicon 1 $ 50.00 Pasa Cables 1 $ 70.00

Cable 3 mtrs. $ 6.00 Leds 2 $ 2.00

Grapas 15 $ 30.00 Total $ 785.00

COSTO TOTAL DE ASPECTOS ELECTRONICOS: $785.00

MODELADO DEL PIE Material Cantidad Precio Vendas de yeso 1 $ 22.00 Yeso Dental (soporta compresión de 390 Kg/cm) 2 Kg $ 60.00 Vaselina sólida 1/4 $ 5.00 Plastilina 2 Barras $ 8.00 Agua 2 l Espátula 1 $ 10.00 Brocha de ½” 1 $ 8.00 Goma de Caucho 490 C/Catalizador 3 Kg $ 450.00 Resina P.A. C/Catalizador 1 Kg $ 27.00 Hule Latex 1 l $ 24.50 Lijas Mediana y Fina (para madera) 1 c/u $ 10.00 Costo Total: $ 624.50

COSTO TOTAL DEL MATERIAL DELMODELADO DEL PIE: $624.00


Aspectos Mec.+ Aspectos Elec. + Modelado del pie $1,975.00 + 785.00 + 624.00

TOTAL DE COSTOS DIRECTOS: $ 3,384.00 COSTOS INDIRECTOS Consideraremos la fabricación de 3 piezas que conforman la prótesis en conjunto (ya especificadas en el dibujo de diseño): Nombre de las piezas:

• Base para la sujeción de la membrana. • Base de sujeción der. Para motor. • Suplemento tibial de ajuste

Base para la sujeción de la membrana

MÁQUINAS Tiempo (min.) IMPORTE (PESOS) Fresa 45 $ 250.00

Taladro 10 $ 80.00 Total $ 330.00


COSTO DE MAQUINADO.

Costo del Material: $ 90 Costo Total de la pieza: $ 420.00 Base de sujeción der. Para motor.

COSTO DE MAQUINADO.

MÁQUINAS Tiempo (min.) IMPORTE (PESOS) Fresa 90 $ 600.00 Taladro 10 $ 80.00

Total $ 580.00 Costo del Material: $240.00 Costo Total de la pieza: $ 920.00 Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

Suplemento tibial de ajuste

COSTO DE MAQUINADO.

MÁQUINAS Tiempo (min.) IMPORTE (PESOS) Torno 30 $ 250.00 Taladro 20 $ 160.00

Total $ 310.00

Costo del Material: $120.00

Costo Total de la pieza: $ 430.00

COSTO DE MAQUINADO DE PIEZAS RESTANTES: $ 2,850.00 TOTAL DE MATERIAL DE PIEZAS RESTANTES: $ 1,100.00 COSTO EN REALIZACIÓN DE TARJETAS ELECTRONICAS * 3: $ 1,600.00 COSTO DE MOLDEADO: $ 1,200.00 Total: $ 8,520.00 COSTO DE INGENIERÍA + 40% : $ 2,556.00 Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

TOTAL DE COSTOS INDIRECTOS: $ 11,076.00 COSTO TOTAL DE LA PROTESIS: COSTOS DIRECTOS + COSTOS INDIRECTOS COSTO TOTAL DE LA PROTESÍS:

3,384.00 + 11,076.00 = $14,460.00

COSTO REDONDEADO $ 15,000.00

MODELADO DEL PIE

Dentro del mercado establecido en la venta de equipo ortopédico y en particular protésico, la venta de partes ortopédicas (para nuestro caso el pie), los materiales de que están fabricadas esta prótesis es muy pesado, rígido o sin la característica dinámica con la que lo requerimos. Es por ello que nos vimos en la necesidad de recurrir a su fabricación, para minimizar el costo final que pueda tener la prótesis y diseñarla a nuestra necesidad, tomando en consideración que la forma del pie en cuanto a dimensiones, y estabilidad es distinta en la mayoría de las personas. ELABORACION DEL MOLDE Para la realización del molde seguimos los siguientes pasos:

1. Conocer las características físicas del muñón de la pierna y del pie del paciente al que se le colocará la prótesis.

2. Si es necesario sacarle un molde del pie, con una venda de yeso,

humedecerla un poco y vendar el pie en su totalidad.


3. Una vez seca la venda retirarla, hacer la mezcla de yeso dental con agua hasta que sea homogénea y verterla dentro del molde de vendas, esperar aproximadamente 3 hrs. para que seque bien y retirar la cubierta.

4. Si hubo imperfecciones, con la espátula raspar y moldear para cubrirlas,

además con una lija mediana darle un acabado con una textura lisa en su totalidad.

5. Posteriormente, cubrir tanto la pieza de yeso como el molde donde se

realizara el vaciado de la goma de caucho con vaselina, para evitar que se peguen ambos materiales y facilitar su extracción.

6. La mezcla del hule a emplear es, teóricamente:

Goma de Caucho (1 Kg) Catalizador (300 mililitros) NOTA: Para acelerar el proceso de secado de la goma de caucho

se añadirá mayor cantidad de catalizador, para cada 500grm de goma 1 mililitro de catalizador)

7. El molde del pie se realizará en dos partes, las cuales posteriormente se

unirán.

8. Transcurridas 3hrs hrs. aprox. y habiendo verificado que la mezcla esta totalmente seca, retirarlas.

9. Ahora hemos conseguido un negativo de nuestro modelo de pie, este

molde de plástico será cubierto con vaselina, después vaciaremos la resina preparada y mezclada con el catalizador. Esperaremos hasta que seque perfectamente.

10. Cuando la resina tenga una consistencia algo espesa, uniremos los dos moldes del pie, primero untaremos otro poco de resina en el área de contacto de las dos piezas y después las uniremos.

11. Terminado lo anterior obtendremos nuestra pieza (pie) de resina,

material plástico, ligero y duradero. Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004 R.

ASPECTO DE LA PIEL.

1. Al molde que tenemos hecho con Goma de Caucho, untar vaselina perfectamente.

2. Mezclar un poco de Hule Latex con colorante (el suficiente hasta igualar

el tono de la piel).

3. Vaciar sobre el molde cubriendo perfectamente todas las áreas.

4. Repetir este proceso hasta conseguir una capa aprox. De 1 mm de espesor.

5. Una vez seco, con una brochita cubrir la superficie del pie de resina con latex liquido y colocarle el molde de latex que obtuvimos para que se adhiera bien.

De esta manera obtenemos un diseño de pie lo mas real posible al cual le podremos poner un calcetín, un zapato cualquiera y con un diseño dinámico acorde para facilitar el caminado.


ACABADO COSMÉTICO PARA LA PROTESIS. La prótesis de la extremidad inferior consiste de un número de diferentes módulos y componentes: pie, tobillo, controles de rodilla, socket (cuenca), sistema de suspensión y cubierta cosmética. Estos componentes deben de funcionar armónicamente para proporcionarle una prótesis ligera, durable y estéticamente agradable. Su prótesis debe adecuarse a su estilo de vida, salud general y objetivos. Están disponibles dispositivos especiales y adaptadores para realizar actividades como esquiar, jugar golf, patinar sobre hielo, correr, nadar y aún disfrutar de una ducha. Un reciente desarrollo es el pie de almacenamiento de energía. Este pie conserva energía cuando el tacón toca el terreno y la libera cuando el usuario empuja sobre los dedos del pie. Con esta nueva tecnología las personas amputadas pueden caminar y correr en forma eficiente y cómoda. POLIMEROS Los productos hechos de materiales plásticos pueden producirse rápidamente con tolerancias dimensionales exactas y excelentes acabados en las superficies. Con frecuencia han sustituido a los metales en los casos en los que han de ser cualidades esenciales, la ligereza de peso, la resistencia a la corrosión y la resistencia dieléctrica son factores para ser considerados. Estos materiales pueden hacerse ya sea trasparentes o en colores, tienden a absorber vibración y sonido y a menudo son mas fáciles de fabricar que los metales. Existen diferentes clases de plásticos en producción comercial, que ofrecen hoy en día una amplia variedad de propiedades físicas.

Silicona


La silicona se ha utilizado durante muchos años, pero ha sido sólo recientemente cuando se ha refinado para su utilización en las restauraciones de extremidades superiores. El proceso para recibir una restauración de silicona es más complejo que con los otros dos materiales debido a su naturaleza personalizada, pero con frecuencia proporciona las restauraciones más realistas y más duraderas. El realismo se logra por la textura variada de la silicona, el tamaño y la forma se corresponden con las de un molde personalizado y la reproducción del color utilizando fotografías múltiples de la mano no afectada. El producto final es una restauración cosmética que con frecuencia pasa desapercibida porque se parece mucho a la mano no afectada. Las ventajas de la silicona consisten en que no se mancha como el látex, proporciona la calidad más elevada de restauración cosmética y tiene una vida útil de tres a cinco años. Una desventaja de la silicona es que es más pesada que el látex y puede usarse únicamente con ciertos tipos de manos protésicas, en particular con las que utilizan un diseño endoesqueletico. La silicona también es más costosa y tarda más tiempo en fabricarse. Forro de látex Éste es el material más común utilizado para las restauraciones cosméticas. El látex es usualmente un material delgado que viene en tamaños predeterminados llamados guantes para adaptarse sobre la mayoría de las manos protésicas disponibles. Estas manos pueden ser pasivas, accionadas por el cuerpo o accionadas por electricidad. Un guante de látex se suministra la mayor parte de las veces en un color sólido que puede mejorarse pintando a mano detalles como pecas, uñas, manchas de edad y nudillos. Las restauraciones parciales de la mano pueden hacerse con este material y con frecuencia se utiliza una cremallera en la superficie de la palma para permitir que el paciente se ponga y se quite fácilmente el guante, sin dejar de tener la estabilidad y la confianza de que la prótesis está firmemente sujeta. La ventaja de este material es que es bastante liviano y económico. La desventaja es que el látex se mancha fácilmente, con frecuencia en forma permanente. La mayoría de quienes utilizan este material reemplazan el guante de látex entre tres y doce veces al año debido al desgaste y las manchas. Algunos pacientes también afirman que el látex carece del realismo (estético y sensorial) que ofrecen otros materiales. Resina Las resinas más importantes son formaldehído de urea formaldehído de melamina. Este componente plástico, también termofraguante, se puede obtener en forma de polvo para moldear o en solución para usarse como liga y adhesivo. A la vez se combina con una variedad de relleno, mejora las propiedades mecánicas y eléctricas. Las buenas características de flujo de la resina de melamina hacen un moldeo de transferencia, conveniente para tales


artículos como vajillas, piezas de encendido, perillas, y estuches para rasuradotas. Las resinas de urea se adaptan a ser procesadas ya sea por compresión o moldeo de transferencia, siendo resistente a los arcos eléctricos y teniendo alta resistencia dieléctrica, se producen en todos los colores. Ambas resinas son muy usadas en el campo de los adhesivos y para la laminación de madera o de papel. CARACTERÍSTICAS DEL PIE EN SU ACABADO FISICO.

Pie dinámico, se consiguen las características funcionales mediante una ballesta en forma de "S" con las siguientes características: Compresión axial en la carga Elasticidad graduada para un comportamiento fisiológico Capacidad de absorción de irregularidades Transición dinámica de la fase de balanceo a la fase de impulsión Retroceso elástico del antepié Para pacientes hasta un peso máximo de 85 kg. y muy activos Combinación de los movimientos multi axiales y el pie dinámico La articulación integrada en el pie es flexible y de material resistente que no requiere mantenimiento Se aconseja en pacientes con una actividad mediana, hasta 85 kg. de peso.


MANUAL DE USO Y CUIDADO DE LA PROTESIS

1. RECOMENDACIONES DE SEGURIDAD • El uso inadecuado por parte del paciente puede exponerle a diversas situaciones de peligro. • No realizar otras manipulaciones que las descritas en las instrucciones de uso. • Por interés del paciente, mantener los plazos indicados de inspección de la prótesis. • No emplear piezas y/o artículos ajenos a los establecidos en el diseño de la prótesis (perdida de garantía), utilizar únicamente los establecidos. • No desmontar o manipular el motor fuera de su lugar de montura, Esta manipulación o suplantación es exclusiva de los fabricadores. • Durante la transferencia de datos( de la PC a la Prótesis), el paciente debe mantenerse de pie y quieto, sin desconectar el cable de comunicación.

RECOMENDACIONES DE COMPORTAMIENTO AL PACIENTE

• Durante la rehabilitación usar los pasamanos. • Evitar la cercanía a grandes fuentes magnéticas y fuentes eléctricas (ejemplo: Transformadores, emisores).

8. DECLARACIÓN DE CONFORMIDAD

El Diseño de la Prótesis ha sido realizado de acuerdo con la norma ASME/ANSI

• Durante un ascenscalentamiento en eunidad se enfríe.calentamiento causervicio para su co

• No exponer los vibraciones mecán

• Evite la introducciódel sistema. Si a


9. HOJA DE DATOS DEL PACIENTE G3HR

Llene con letra legibles los datos que se piden

2. DESCRIPCION Y FUNCION

La G3HR es un sistema de articulación de rodilla electrónico con control mioeléctrico de la fase de marcha. El ajuste se realiza según las necesidades del paciente, con software especial y mediante la PC. El paciente puede moverse a velocidades diferentes de marcha, tanto al caminar cuesta abajo como al descender por una escalera. Pose una limitación definida de Flexión. NOTA: Para garantizar la seguridad y confort en el uso, seguir las instrucciones adjuntas al realizar el proceso de protetización y el ajuste exacto.

2.1 RECOMENDACIONES

La G3HR es recomendado su uso solo en pacientes con un peso Máximo de 100 Kg con actividad media-alta. Para garantizar su buen funcionamiento y resistencia.

2.2 CONSTRUCCION

líquido, secar de servicio por 1 Hr y

• Cuando la prótesispuede producir urecomendamos quproceso de carga.

Respetar los plazos


6. Articulación

• Temperatu• Peso de la• Angulo de• Motor DC

Voltaje de sumin Corriente de Con Momento de giro

• Cargador Tensión de FuncioFrecuencia de FuTiempo de Carga

La garantía es apliccondiciones previstas Se garantiza un alto nde rodilla G3HR, conrealización de las insmantengan los plazRecomendaciones deVerifique si el pacientd l dill d t

El diseño de la G3HR fue realizado con la idea de poder conseguir ampliar el campo de funcionalidad de una prótesis de pierna, presentando un diseño ergonómico para el paciente y la regulación electrónica de la fase de impulsión.

4. ALMACENAJE

Transcurridos grandes periodos sin usar la prótesis y sobre todo si la rodilla se ha mantenido guardada, limpie con una brocha de ½ pulgada (el área de los engranes, la rotula, después de limpiarlos del polvo, aplicar un agente lubricante para reducir el desgaste) y un paño un poco húmedo las áreas expuestas al polvo. Limpie la tarjeta (Internas) del polvo con la brocha y aplique un protector en spray. Desconecte la Pila del Sistemas para evitar que se derramen los ácidos y dañen la prótesis. Antes de usarla ponga la pila a cargar. ______________________________________________________

5. COMO ACTUAR EN CASO DE AVERIAS

Si los daños hechos a la prótesis son de gravedad, comuníquese a los teléfonos de Servicio Técnico: Querétaro: (044) 55-13014068 (línea Directa) México: (044) 55-11364497 (línea Directa) Descripción del fallo y avería. Para facilitar al Técnico la búsqueda y solución del fallo, rogamos describir la avería, así como la descripción del paciente detalladamente. Poner fotos de las Images

Un par de electrodos los impulsos eléctricos amplificados dentro dtransmitida ala unidad del movimiento necesaLa amortiguación de lapor un muelle el cual pierna ayudando al moLa regulación de la fastiempo real para conspantorrilla durante la mEl sistema electrónico alojado en la memoria medición y regulación.

La G3HR es una articulacsiguientes piezas:


a) Para la extensión de la pierna:

b) Para la contracción de la pierna:

3. ADAPTACION DE LA PROTESIS

3.1 COLOCACION DE LOS ELECTRODOS Como los electrodos incluidos con esta prótesis son desechables, tenemos que estar reemplazándolos cada vez que se vaya a utilizar la prótesis. • Previo a la colocación de los electrodos sobre la piel, se debe eliminar por completo la vellosidad existente sobre el área de contacto para obtener una buena recepción de señales eléctricas corporales.

• Como tenemos abroche, hay que te

• Lubricar la piel, sin• Una vez absorbida

para cubrir el área • Colocar la membra

final mediante la vá ______________________

3.3 COLOCACALIMENTA

Esta batería tiene una

• Montar la batería e• Insertar el conec

conexión. • Una vez descarga

recomienda re-carg

La G3HR cuenta con ude tubo, un cargador, e Para elegir la longitud la pierna lateralmente, • Tomar la medida d= del suelo al apoyo ro El modo de operación


• Secar perfectamente la piel • Colocar la pasta conductiva sobre el área en la que se colocarán los broches. • Desprender cuidadosamente el broche (Electrodo de Broche para monitoreo continuo), colocándole previamente los cabezales. • Desprender la cubierta plástica. • Colocar en el área indicada haciendo un poco de opresión para tener adherencia. ______________________________________________________ 3.2 COLOCACION DE LA MEMBRANA PLASTICA

El diseño de esta membrana es Neumática, ya que utiliza la fuerza de vació que se genera dentro de la membrana para su sujeción. 2.3 LIMPIEZA • Con un paño limpie la armadura de la prótesis • Con un paño diferente y humedecido, limpie la membrana de los residuos de lubricante cada vez que este fuera de uso. • Para un uso intenso de la prótesis, aplique la cantidad adecuado de lubricante en las áreas de trabajo del material (engranes, rotula…) • Mantenga libre de polvo los circuitos, limpie ligeramente con una brocha. ____________________________________________________________ 2.4 MAL FUNCIONAMIENTO O PEQUEÑOS PROBLEMAS Antes de llamar a cualquiera de los diseñadores y constructores del producto, realice una verificación previa consultando la siguiente tabla. Si después de realizar esta verificación el problema continúa, comuníquese con nuestro proveedor.

eléctricos generados pconocer las zonas de to Como su funcionamiepierna, los electrodos s El cuadriceps, músculo 13 cm de la rodilla músculos que conformPara este caso en part El Femoral, músculo po15 y 18 cm de la rodil(entrepierna).


Problema CausLa Prótesis no funciona

Falta

ConeDesc

CableAlimeDaña

CabAlimDañ

Ruidos Anormales

InteFrec

Desgaste excesivo

Eleven (norclimaño

RUIDOS CONSIDER

diseño de prótesis mioeléctrica

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