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INFORME TÉCNICO FINAL DE PROYECTOS DE INVESTIGACIÓN

Este documento es propiedad de la Universidad Distrital Francisco José de Caldas. Prohibida su reproducción por cualquier medio, sin previa autorización.

DATOS DEL PROYECTO DE INVESTIGACIÓN:

Título del Proyecto

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UN PROTOTIPO DE EXOESQUELETO ROBÓTICO EN MIEMBRO SUPERIOR DEL CUERPO HUMANO

Nombre completo de los Estudiantes

Código E-mail

Omar Augusto Galindo Brausin Juan Guillermo Sánchez Alvarado

20112283031 2131383002

[email protected] [email protected]

Nombre del Grupo de Investigación

DIGITI

Proyecto Curricular

Ingeniería en Control Electrónico

RESUMEN EJECUCIÓN FINANCIERA*:

Valor Total del Proyecto $12’765.000

CUMPLIMIENTO DE LOS OBJETIVOS:

Objetivos

**General: Desarrollar un exoesqueleto como apoyo para personas con

discapacidad psicomotriz en la realización de ejercicios en miembro superior

**Específico 1:

Construir la estructura física del exoesqueleto acorde con la biomecánica del miembro superior

**Específico 2:

Establecer la rutina clínica de terapia para que el exoesqueleto la realice

**Específico 3 Desarrollar un sistema de control de posición y velocidad del movimiento de miembro superior.

Específico 4 Desarrollar una interfaz de usuario para el seguimiento del paciente por parte del usuario final

Nota: Si tiene más objetivos especificados en la propuesta de investigación presentada por favor anexe las filas que requiera ** Campos obligatorios



MARCO TEÓRICO En el desarrollo del proyecto se investigaron los padecimientos clínicos donde el prototipo tuviera mayor impacto en el paciente, así como los procedimientos y protocolos practicados en la terapia para tener una base sólida en la cual un rehabilitador físico pudiera trabajar. Por otro lado, se investigó los movimientos del miembro superior, los músculos que involucra, los rangos de movimiento de brazo y antebrazo entre otros, por último se determinó los componentes mecánicos electrónicos y de programación necesarios para la construcción del modelo final, el cual pueda ser una herramienta útil en el desarrollo de las terapias de recuperación. CONCEPTOS MÉDICOS ● ACV (Accidente cerebrovascular, embolia o trombosis): El accidente cerebro vascular (ACV) y la trombosis del seno venoso cerebral son unas causas significativas de mortalidad en la población adulta e infantil (Pérez, 2005). La causa y la presentación clínica son diversas, totalmente diferentes en paciente adulto y pediátrico. En el paciente pediátrico los factores etiológicos más comunes son enfermedades de origen congénito de etiologías cardiaca, vascular o hematológica (Boundel, Sciuccati, Hepner, Torres, Pieroni, Frontroth, 1999). Los dos principales mecanismos que causan daño cerebral en el accidente cerebrovascular son la isquemia y hemorragia (Wise, Bernardi, Legg, 1983). El accidente cerebrovascular isquémico representa alrededor del 80% de los ictus, el cual es una disminución o ausencia de circulación sanguínea. Presenta disminución y cesamiento a nivel neuronal de la oxigenación, lo que produce una disminución del metabolismo neuronal secundario a la no disponibilidad de los sustratos necesarios. Los efectos de la isquemia son rápidos ya que el cerebro no almacena la glucosa necesaria como sustrato energético principal, lo que le hace incapaz de realizar el metabolismo anaeróbico (PSWG. 2008). La hemorragia intracerebral no traumática representa aproximadamente el 10% al 15% de los ictus. La hemorragia intracerebral se origina desde lo más profundo del parénquima cerebral y causa daño al tejido neuronal aumentando la presión intracraneana, lo que desencadena un proceso de apoptosis celular desempeñando un papel importante en la destrucción del tejido cerebral (PSWG. 2008).



Durante el proceso de recuperación el tiempo es bastante importante ya que si no se recibe un tratamiento pronto las lesiones pueden ser irreversibles por ello la fisiología es de gran importancia para nuestro proyecto nos enfocamos en la fisioterapia de miembro superior en la etapa aguda En la fase aguda existe una ventana terapéutica durante la cual las intervenciones terapéuticas pueden modificar el curso evolutivo del infarto cerebral y lograr una reactivación neuronal. Esta mejoría viene justificada por dos fenómenos: la existencia de un área de penumbra en la periferia de la zona isquémica, cuyo daño es reversible aunque durante un periodo corto y variable de unas 3-6 horas si se logra la reperfusión del tejido, y por la resolución de la diasquisis (fallo transináptico a distancia en neuronas conectadas con el área dañada). Fisiología articular del miembro superior.

Para hablar de un exoesqueleto y como este puede servir de apoyo en una terapia de recuperación de miembro superior, se tiene en cuenta la Fisiología Articular De Miembro Superior De Kapandji Adalbert, aquí se menciona los principales movimientos de las articulaciones que se tratarán en este proyecto (A Kapandji 2006). El Hombro: El hombro es una articulación con tres ejes principales y tres grados de libertad, pudiendo coincidir con el eje longitudinal del húmero con uno de los dos o situarse en cualquier situación intermedia para permitir el movimiento de rotación interna o externa. Los movimientos del brazo son:

● Flexoextensión (plano sagital entorno a un eje transversal). ● Aducción. ● Abducción Movimiento que aleja al miembro superior del tronco (plano

frontal entorno al eje anteroposterior). ● Rotación sobre el eje longitudinal.



El codo: Anatómicamente el codo no contiene más que una sola articulación: de hecho solo hay una cavidad articular. Sin embargo la fisiología permite distinguir dos funciones distintas:

● La pronosupinación (que afecta a la articulación radio cubital superior). ● La flexoextensión (que precisa la articulación de dos articulaciones, la

humerocubital y la humero radial). Dentro de la investigación se observó las distintas formas de poder imitar el movimiento del brazo concentrándose en la flexo extensión del antebrazo y la abducción del brazo, fue necesario incorporar conocimientos de la ingeniería que se encargan del estudio del cuerpo y buscan generar movimientos o comportamientos similares por medios mecánicos. CONCEPTOS TÉCNICOS

● Biomecánica

La biomecánica es una disciplina científica que tiene por objeto el estudio de las estructuras de carácter mecánico que existen en los seres vivos, fundamentalmente del cuerpo humano. También comprende el estudio de las fuerzas actuantes y/o generadas por el cuerpo humano y de los efectos que estas fuerzas ejercen en los tejidos o materiales implantados en el organismo. (Centro de Valoración de Daños, 2016) De la misma forma se puede comprender como el conjunto de conocimientos interdisciplinares generados a partir del uso, con el apoyo de otras ciencias biomecánicas y de los conocimientos de la mecánica y distintas tecnologías en el estudio del comportamiento de los sistemas biológicos para resolver problemas que provocan las distintas condiciones a la que puede verse sometido. (Inst. Biomecánica de Valencia 2016). El concepto de la biomecánica definirá las partes del cuerpo a estudiar y definirá los conocimientos físicos y mecánicos necesarios para llevar a cabo el diseño y automatización de la órtesis.



● Ergonomía:

Ergonomía significa literalmente el estudio o la medida del trabajo. En este contexto, el término trabajo significa una actividad humana con un propósito; va más allá del concepto más limitado del trabajo como una actividad para obtener un beneficio económico, al incluir todas las actividades en las que el operador humano sistemáticamente persigue un objetivo. Así, abarca los deportes y otras actividades del tiempo libre, las labores domésticas, como el cuidado de los niños o las labores del hogar, la educación y la formación, los servicios sociales y de salud, el control de los sistemas de ingeniería o la adaptación de los mismos, como sucede, por ejemplo, con un pasajero en un vehículo. (Singleton, 1972). Hay diferentes campos de aplicación de la ergonomía en el proyecto, pero la principal razón del uso del concepto es la repetitividad, ya que el dispositivo va realizar terapias repetitivas, el dispositivo se debe desarrollar con especificaciones que garanticen el confort y la reducción de impactos negativos sobre el cuerpo humano. No menos importante, también está el hecho de la situación de uso y como el paciente lo va a usar por medio del diseño inclusivo.

● Exoesqueleto Exoesqueleto robótico, también conocido como exomarco o exotraje, es una máquina móvil consistente primariamente en un armazón externo (comparable al exoesqueleto de un insecto) que lleva puesto una persona y un sistema de potencia de motores o hidráulicos que proporciona al menos parte de la energía para el movimiento de los miembros. Ayuda a moverse a su portador y a realizar cierto tipo de actividades, como lo es el cargar peso. Durante su funcionamiento, una serie de sensores biométricos detectan las señales nerviosas que el cerebro envía a los músculos de nuestras extremidades cuando vamos a comenzar a andar. La unidad de procesamiento del exoesqueleto responde entonces a estas señales, las procesa y hace actuar al exoesqueleto en una fracción de segundo. (Joudzadeh, Hadi, & Alipour, 2016) Ya definido los movimientos que se consideraron necesarios y los cuales tuvieran un impacto positivo sobre el paciente con accidente cerebrovascular en su fase aguda, se procede a investigar cuáles proyectos se han creado para ayudar a pacientes con estados iguales o similares a aquellos con accidentes cerebro vasculares.



PROYECTOS RELACIONADOS

● BLEEX: Se compone de dos poderosas piernas antropomorfas, y una unidad de carga en forma de mochila. Este sistema permite a su portador llevar cargas significativas con el mínimo esfuerzo, el piloto puede hacer esto por extenso períodos de tiempo sin reducir su agilidad, (Chu, Kazerooni, & Zoss, 2005), (Kazerooni, 2005), el principio de este exoesqueleto es usado en la actualidad como base para diseños en los que se requiera generar fuerza en el movimiento del paciente para entrenar los músculos en una proceso de rehabilitación (Dellon & Matsuoka, 2007).

● LOPES: LOPES (lower extremity powered Exoskeleton) que en español traduciría “exoesqueleto potenciador de extremidades inferiores “el cual como su nombre lo indica permite un aumento de fuerza sobre las piernas del individuo, mejorando así su marcha, además de corregir movimientos de la misma, Éste combina un segmento accionado transportable 2D, con un exoesqueleto para las piernas que contiene tres articulaciones actuadas: dos en la cadera y una en la rodilla. Las juntas son de impedancia controlada, para permitir una interacción mecánica entre el sujeto y el robot. El dispositivo permite dos modos de operación: que el “paciente esté a cargo” y que “el robot esté a cargo”. (Dellon & Matsuoka, 2007) Estos modelos sirven de base para varios prototipos algunos especializados solo en la medición del progreso del paciente a través de sensores (Dellon & Matsuoka, 2007), (Montagner et al., 2007) , (Dellon & Matsuoka, 2007), y otros especializados en La corrección de la postura y a potencialización de los movimientos así como el desarrollo de la fuerza en músculos atrofiados de un paciente específico (Dellon & Matsuoka, 2007), (Dellon & Matsuoka, 2007),(Song, Wang, Guo, & Gao, 2013) , (Song et al., 2013).

● Robot Basado en brazo con 6 grados de libertad. Con trayectoria eficiente y control de velocidad.

Diseño de brazo robótico con 6 grados de libertad, con base a la funcionalidad de un brazo humano, pero que implementa mejores técnicas de control para un mejor



desempeño respecto a la trayectoria y a la velocidad, este robot es el resultado de la investigación de Wong Guan Hao, Yap Yee Leck and Lim Chot Hun de la Faculty of Engineering and Technologies en Malaysia, por medio de un brazo robótico virtual se simulan todos los movimientos del brazo real, su interfaz es de fácil uso y aporta un software que permite la fácil reprogramación y precisa simulación de sus movimientos, el diseño es económico y muy funcional. (Hao, Leck, & Hun, 2011)

● Estudio de la detección del Cuerpo Humano en la Rehabilitación Asistida

Este estudio es una investigación que muestra como una rehabilitación asistida permite una mejor interacción entre el hombre y la máquina, además, usa las nuevas tecnologías como el Kinect y la sensónica de los puntos de las articulaciones humanas. El estudio se desarrolla con base a la capacidad de recuperación del movimiento de alguna de las extremidades con el entretenimiento, esto con el fin cambiar la rehabilitación en un doloroso y lento camino a una rápida y animada recuperación. El estudio es realizado por estudiantes de la National central University Jhongli, en Taiwán. (Yeh et al., 2012) DESARROLLO DEL PROYECTO Fase De Diseño Mecánica Articulaciones a intervenir en el miembro superior (Hombro y codo)

El hombro, con sus fuertes músculos y versátil articulación, le permite al brazo una gran variedad de movimientos, la interconexión de los huesos de la clavícula, el omóplato (escápula) y el húmero forman el hombro. El omóplato se conecta al húmero en el hombro mediante la articulación de esfera y fosa, y la clavícula en la articulación acromio clavicular, con una deslizante. La articulación de esfera y fosa del hombro es la articulación de mayor movilidad del cuerpo, está rodeada por una membrana capsular llena de líquido o fluido sinovial. Esta cápsula protege el área articular y le permite movimientos suaves. (Kurt A, Parker, 2006). Por ende, el hombro es la articulación proximal del miembro superior y es la más móvil de todas las articulaciones del cuerpo humano Posee tres grados de libertad, lo que le permite orientar el miembro superior en relación a los tres planos del espacio, a merced a tres ejes principales. A partir de esto e investigando con diferentes especialistas en el área de la terapia física, recomiendan el movimiento de la abducción para trabajar en un solo grado



de libertad de la articulación, esto reduce el grado de complejidad mecánica a utilizar y abre la puerta para la prospectiva de mejora del proyecto a futuro. El movimiento de abducción consta de tres fases:

● Abducción de 0º a 60° (Fig. 1.1) que puede efectuarse únicamente en la articulación glenohumeral.

● Abducción de 60º a 120° (Fig. 1.2) que necesita la participación de la articulación escapulotorácica.

● Abducción de 120" a 180° (Fig.1.3) que utiliza, además de la articulación glenohumeral y la articulación escapulotorácica, la inclinación del lado opuesto del tronco.

Figura 1 movimientos de abducción del brazo

Tomado de (Kapandji, 1999) Para el desarrollo del proyecto solo se trabajará en la primera y la segunda fase, es decir un movimiento que va desde la posición anatómica 0º, hasta los 120º, ya que la tercera fase de 120º a 180º necesita de un segundo movimiento transversal al eje en el que se está trabajando para liberar el contacto de la cabeza del húmero con el acromion. Como el dispositivo no va a contar con un segundo grado de libertad en el hombro, por seguridad el máximo rango de trabajo de la abducción será hasta los 120º.



Figura 2 Ligamento glenohumeral en posición anatómica y en abducción

Tomado de (Kapandji, 1999)

La siguiente articulación a trabajar será el codo que posee un solo grado de libertad y que por consiguiente permite hacer el uso de un mecanismo con un solo grado de libertad que trabaje perpendicular al eje de giro del codo. El codo es una articulación de bisagra que conecta al húmero del brazo con el radio y el cúbito del antebrazo. Las protuberancias óseas de la terminación del húmero, los epicóndilos, se articulan con el radio y el cúbito. Los ligamentos mantienen la zona estable, mientras que los músculos del brazo mueven el codo (flexoextensión). La posición anatómica (Fig. 3 izquierda) para la medición de amplitudes se define como sigue: el eje del antebrazo se localiza en la prolongación del eje del brazo. La extensión es el movimiento que dirige el antebrazo hacia atrás. La posición anatómica corresponde a la extensión completa (Fig. 3 izquierda). La flexión es el movimiento que dirige el antebrazo hacia delante, de tal forma que la cara anterior del antebrazo contacta con la cara anterior del brazo. La amplitud de la flexión activa es de 140º-145º (Fig. 3 derecha). (Kapandji, 1999).



Figura 3 (Izquierda). Antebrazo en extensión, posición atómica. 0º

Figura 3 (Derecha). Flexión del antebrazo, 140º-145º máximo.

Tomado de (Kapandji, 1999)

DETERMINANTES PARA EL DISEÑO

● El dispositivo debe tener como máximo 2.5 Kg de peso, al menos en las partes que estarán sobre el miembro superior o que tendrán que ser soportadas por el cuerpo de la persona a tratar asumiendo un peso promedio para brazo de 5Kg

● El dispositivo no será invasivo, solamente superficial.

● Deberá tener la fuerza suficiente para hacer los movimientos de abducción,

aducción, flexión y extensión, teniendo en cuenta el peso aproximado de un brazo humano en perfectas condiciones. (Condición ideal)

● El dispositivo deberá contar con las condiciones electrónicas necesarias para ser

portante en el mayor grado posible, esto con el fin de no estorbar la labor del terapeuta.

● El prototipo debe contar con mecanismos mecánicos y electrónicos que aseguren

la protección del paciente en caso de fallos que puedan provocar pérdidas de control del dispositivo.

● El prototipo debe ser económico y de fabricación flexible (ya que en algunos casos puede ser necesario piezas a la medida dependientes del paciente).



Siguiendo estas determinantes, se encontró que una forma para poder abarcar la problemática del peso del dispositivo, la fuerza necesaria y la seguridad hacia el paciente, era por medio del prototipado rápido, ya que esta herramienta permite la flexibilidad a la hora de fabricar componentes (cambios rápidos de dimensiones de piezas en caso de hacer ajustes después de pruebas de resistencia y viabilidad), el prototipado rápido es de bajo costo y permite hacer modelos funcionales similares a un modelo de producción final. En el desarrollo de los elementos mecánicos, se hicieron pruebas en las que se determinó que la mejor manera de mover las articulaciones y cumplir la determinante de la fuerza es la aplicación de mecanismos neumáticos o hidráulicos, pero como este tipo de dispositivos suelen ser muy costosos, engorrosos y pesados, no cumple con las demás determinantes, razón por la que se selecciona hacer mecanismos basados en la relación de engranajes y mecanismos basados en la relación de poleas. Para empezar hacer los cálculos de la fuerza necesaria para mover las articulaciones, se indago el peso de la extremidad superior, obteniendo los siguientes resultados: Peso aproximado del brazo humano:

● Antebrazo con mano: 2.3Kg ● Brazo superior: 2.7Kg ● Peso total: 5Kg

Una vez obtenidos estos datos, se calcula que la fuerza que genera el motor y su caja reductora, ya que deben poder desplazar al menos 2 veces el peso determinado, se aplicará torsión desde el eje principal de las articulaciones y por ende, la fuerza necesaria para levantar el brazo es mayor por su punto de aplicación. La selección de los motores está condicionada por el peso máximo del dispositivo y la cantidad de fuerza necesaria para mover las extremidades, de esta forma se seleccionó dos moto-reductores idénticos con las especificaciones que se muestran en la tabla 1:

Figura 4 Modelo del motor utilizado en el proyecto, imagen tomada de:

http://www.cndf.net/en/Product-44.html




Modelo Voltaje V

Libre de carga At max eff

Velocidad (rpm)

Corriente (A)

Velocidad (rpm)

Corriente (A)

Torque Eff %

mNm Kg.cm

DFGB 42RG-36i

12 300 0.168 269 0.641 90 0.918 32.37

Tabla 1: Especificaciones motorreductor DFGB42RG tomada de: http://www.cndf.net/en/Product-44.html

El motorreductor DFGB42RG funciona con 12V DC a 300 rpm, con un torque de 3.57Kg*cm. A fin de alcanzar el objetivo de la fuerza necesaria para mover el antebrazo, se diseñó una relación de engranajes ubicada sobre el brazo superior localizando el eje de torsión sobre el eje de giro del antebrazo (exactamente sobre el epicóndilo lateral). Esta relación reduce la velocidad de salida para aumentar la fuerza como se muestra a continuación en la figura 5: (se utilizó engranajes comerciales con módulo de transmisión 1).

Figura 5 Relación de engranajes antebrazo (flexoextensión).

Imagen realizada por el autor




Engranaje de motor de 32 dientes. (1) Engranaje de 45 dientes a 11 dientes. (2)(3) Engranaje de 45 dientes a 11 dientes. (4)(5) Engranaje de salida de 58 dientes, a (6) La relación de transmisión se conoce por la ecuación 1: Ecuación 1:

Reemplazando en la ecuación 1:

Las revoluciones de salida se obtienen a partir de la ecuación 2: Ecuación 2:


El torque de salida se obtiene a partir de la ecuación 3: Ecuación 3:




La ecuación 3 también se puede ver como la ecuación 4: Ecuación 4:

Donde: [Ts]= Torque de salida.

[F]= Fuerza. [b]=distancia (la distancia del antebrazo es de 0.4m aproximadamente).

Uniendo las ecuaciones 3 y 4, se obtiene:

Despejando la fuerza y reemplazando a (b) por la distancia de antebrazo (incluyendo la mano es de 40cm aproximadamente), obtenemos la fuerza total sobre el antebrazo por la ecuación 5: Ecuación 5:

El par torsión supera la cantidad de fuerza necesaria para mover un brazo promedio con esta relación de engranajes, de esta forma se realiza el mismo proceso para el antebrazo que ahora además de sumar el peso total del miembro superior, también sumará el peso del dispositivo es decir 6.5Kg aproximadamente. Para trabajar sobre el hombro se utilizó un sistema de grúa o poleas que aportan la suficiente fuerza desde la parte superior del hombro hasta el epicóndilo lateral del húmero, esto con el fin de lograr la mayor eficiencia con el menor esfuerzo para disminuir el peso del dispositivo sobre el paciente. La relación de engranajes no solo funciona como como mecánica para amplificar la fuerza al momento de subir el miembro superior (Abducción), sino que también funciona como un freno de motor para la bajada de la extremidad (Aducción).



Figura 6 Relación de engranajes y poleas en el brazo.


Nuevamente, utilizando la ecuación 1 de relación de transmisión y reemplazando los valores de los engranajes se obtiene:



Las revoluciones de salida del sistema de engranaje antes de pasar a las poleas se obtienen a partir de la ecuación 2, reemplazando: Reemplazando en Ecuación 2:

El torque de salida hasta esta fase es, Reemplazando en Ecuación 3:

Relación de Poleas (Polipasto tipo factorial) Como se utiliza una configuración de poleas del mismo tamaño, se cuadriplica la fuerza del dispositivo y aunque no se alcanza la fuerza determinada, se concluye que la fuerza proporcionada por el dispositivo es suficiente ya que se está jalando desde el hombro hasta el codo, esto reduce la fuerza necesaria para que la extremidad pueda ser levantada en la abducción. Para hacer la relación a polipasto, es necesario convertir las unidades de torque (kfm) a Newtons, como se muestra en la ecuación 6. Ecuación 6:

El polipasto factorial reduce la fuerza necesaria dependiendo el número de poleas que tenga el polipasto (Ecuación 7), de acuerdo a esto, la fuerza producida por el sistema de engranaje se multiplicará, dependiendo del número de poleas como se muestra en la



Ecuación 8. Ecuación 7:

Ecuación 8:

Reemplazando en 8 se obtiene:

Es decir:

FASE DE DISEÑO DE COMPROBACIÓN

Con todos los datos correspondientes a la mecánica y componentes electrónicos necesarios para el funcionamiento del prototipo, se diseñan las piezas en SolidWorks ® para poder modelar y luego prototipar las piezas y seguidamente hacer el ensamble para hacer las comprobaciones pertinentes. En la figura 7 se muestra el ensamblaje de engranajes y poleas para hacer el movimiento de abducción.

Figura 7 Diseño del mecanismo para la abducción

(Visualización de todos los componentes sobre un soporte redondeado para el hombro) Imagen realizada por el autor.



Figura 8 Perspectiva isométrica del diseño final del sistema de abducción. (SolidWorks ®)

Imagen realizada por el autor.

De la misma forma se realizó el procedimiento para el desarrollo de las piezas para el

sistema de Flexo Extensión. Figura 9 Posicionamiento de Figura 10: Apariencia de la carcasa final componentes necesarios. Imagen realizada por el autor Imagen realizada por el autor



Figura 11: Diseño final de comprobación.


Para el dispositivo se realizó un soporte ajustable en tela que permite la usabilidad del prototipo además de soportar y transmitir la tensión del movimiento de abducción y del peso total del dispositivo. En las figuras 12, 13, 14 y 15, se muestra el funcionamiento del soporte con los movimientos del brazo.



Figura 12 Diseño final del prototipo de comprobación.


Figura 13 Fase de abducción (desde la posición anatómica hasta 120º)




Figura 14 Flexión de antebrazo (desde la posición anatómica hasta 140º)


Figura 15 Abducción de brazo y extensión de antebrazo (movimiento combinado)




FASE DE DISEÑO ELECTRÓNICO En esta fase del informe se indicarán los componentes principales que se tuvieron en cuenta para poder generar y controlar el movimiento de los motores ubicados en las articulaciones de brazo y codo, teniendo en cuenta los parámetros de los componentes mencionados anteriormente usados para el desarrollo del proyecto. SENSORES Durante el proyecto se necesitaba medir el movimiento angular tanto del brazo como del antebrazo por ello se escogieron potenciómetros lineales ya que estos se encuentran en el rango de movimiento del antebrazo en los movimientos de la flexoextensión y en el hombro en el caso de abducción

Figura 16 Potenciómetro Lineal

Tomado de http://www.allelectronics.com/mas_assets/cache/image/3/9/8/e/14734.Jpg Este potenciómetro varía entre 0 y 270 grados y entre 0 y 5 voltios y se encuentra ubicado en las articulaciones del exoesqueleto sin embargo la conexión con el controlador no es posible de forma directa debido a la falta de convertidores análogo/digital en la raspberry por ello es necesario un transductor el cual convierte la señal DC en otra señal que puede ser leída por la raspberry para este proyecto se escogió el ADS1115.

Figura 17 conversor análogo digital ADS1115

Tomado de: https://www.letscontrolit.com/wiki/images/0/03/ADS1115.png

http://www.allelectronics.com/mas_assets/cache/image/3/9/8/e/14734.Jpg

https://www.letscontrolit.com/wiki/images/0/03/ADS1115.png



Este dispositivo tiene la capacidad de convertir hasta 4 señales análogas y las envía a las raspberry por medio del protocolo I2C además tiene una resolución de 16 bits por ello, con una simple regla de 3 podemos convertir los datos generados por el sensor a grados sabiendo que el máximo valor es igual a 270 grados y el valor máximo en bits es de 32767 Por lo tanto para saber los grados usamos la ecuación 9. Ecuación 9:

𝐺𝑟𝑎𝑑𝑜𝑠 =𝑉𝑎𝑙𝑜𝑟 𝑑𝑒𝑙 𝑠𝑒𝑛𝑠𝑜𝑟 ∗ 32767

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ACTUADORES En la salida del sistema de control digital por su misma naturaleza el control se hace por medio de pulsos a través de la generación de una salida por PWM, sin embargo la raspberry es un dispositivo de baja potencia no puede ejercer control directo sobre el motor por ello se construyó un sistema de potencia que permita el control de los motores sin generar afectación sobre la raspberry ya sea por sobre impulso inicial de corriente o por exceso de corriente al forzar el motor a ejercer una fuerza demasiado grande por ello se optó por el puente h ya que separa las fuentes y permite mayor autonomía en gasto de corriente al motor sin afectar el controlador.

PUENTE H

Para el manejo de los motores se optó por un puente h el cual garantice la suficiente corriente que puede llegar a requerir el motor cuando esté levantando el brazo o el antebrazo por ello son necesarios transistores de potencia en nuestro caso son los TIP 142 y TIP 147.

Figura 18 TIP142 y circuito interno

Tomado de http://www.pinout.ca/tip-142-npn-darlington-transistor/

http://www.pinout.ca/tip-142-npn-darlington-transistor/

http://www.pinout.ca/tip-142-npn-darlington-transistor/



Figura 19 TIP147 y circuito interno

Tomado de http://www.alldatasheet.com/datasheet-pdf/pdf/2772/MOSPEC/TIP147l Al ser transistores Darlington, nos aseguramos la tolerancia a niveles altos de corriente que puede solicitar el motor cuando se encuentre en máximo esfuerzo, además de eso, se aseguró de tener un filtro al ruido al poner condensadores en paralelo, en la figura 20 se muestra el esquema final que se siguió para la construcción del puente h utilizado para controlar los motores.

Esquema final puente h

Figura 20 esquemático puente h

Tomado de http://www.pyroelectro.com/tutorials/h_bridge_4_transistor/schematic.html

http://www.alldatasheet.com/datasheet-pdf/pdf/2772/MOSPEC/TIP147.html

http://www.pyroelectro.com/tutorials/h_bridge_4_transistor/schematic.html



ETAPA DE CONTROL Esta etapa la dividiremos en dos partes la función de transferencia y el control propiamente dicho ya que en ambos utilizamos nuestro controlador digital el cual está programado sobre una raspberry pi b +. FUNCIÓN DE TRANSFERENCIA Para hallar la función de transferencia se utilizó el método de caja negra el cual se consideran solo las entradas y salidas de un elemento hallando la respuesta de un sistema a una señal específica este sistema es bastante óptimo pues la respuesta a la entrada toma todas las condiciones físicas dentro de nuestra caja negra y nos entrega una respuesta la cual posteriormente se procede a controlar por ello consideramos que es el mejor método para hallar una función de transferencia adecuada ya que nuestro controlador es digital y queremos que esté dentro de las variables.

Figura 21 Esquema de bloques para hallar la función de transferencia Imagen realizada por el autor

Por ello, en nuestro caso particular, la función paso la generamos con una fuente de voltaje dc que genera un máximo de 5 voltios la cual es leída por nuestro controlador como una posición específica y la señal de retroalimentación es generada por el potenciómetro que está directamente relacionado con el actuador y también es leída como un valor de posición vista desde el osciloscopio obtenemos la siguientes funciones de transferencia.



Antebrazo

Figura 22 Función de transferencia del antebrazo

Imagen tomada por el autor

Figura 23 Función de transferencia del brazo

Imagen tomada por el autor Como se observa en las anteriores imágenes, ambas salidas nos generan una función de transferencia de primer orden con retardo lo cual nos genera una función de transferencia (ecuación 9) de la siguiente forma. Ecuación 10



Donde K es la constante que en este momento se asume como K=1.

T0 = El retardo de la salida respecto a la entrada Tp = tiempo que tarda en alcanzar el 63,2% de la amplitud máxima de la función de transferencia.

Teniendo en cuenta lo anterior y reemplazando, obtenemos las siguientes funciones de transferencia. Para el Brazo

Para el antebrazo Con las funciones de transferencia obtenidas por el método de caja negra, consideramos que tanto por la velocidad como por requerimiento del sistema es necesario un control adecuado de tipo PID. ETAPA DE CONTROL En esta etapa se procedió a hallar las constantes proporcional ,integral y derivativa de cada función de transferencia una vez obtenidas, se generó el código dentro de nuestro programa el cual garantice llegar a la posición indicada por el usuario con gran efectividad y que responda a las necesidades del usuario. Como se observa en las gráficas anteriores la forma y el retardo de la señal la cual es una respuesta a un escalón unitario cumple con las condiciones necesarias para utilizar el método de Ziegler Nichols MÉTODO DE ZIEGLER-NICHOLS Como se mencionó anteriormente para usar el método de ziegler-nichols debe cumplir con algunas características como la de ser un modelo experimental en el caso del método 1, no tener sobreimpulso a la respuesta de un escalón unitario, tener algún retardo y poseer una forma de “ese (s)”, en nuestras funciones de transferencia observamos que estas condiciones se cumplen por ello podemos hallar las constantes del PID basándonos en la tabla 2.



Tabla 2: Formula para hallar constantes con el método de Ziegler-Nichols tomada de: http://www.cndf.net/en/Product-44.html

Con el método de Ziegler-Nichols tenemos las constantes Kp, Ki y Kd de la tabla 3.

CONSTANTES BRAZO ANTEBRAZO

Kp 6.3428 6.0714

Ki 1.12 0.672

Kd 0.28 0.168

Tabla 3: Constantes Kp, Ki y Kd para el sistema del brazo y antebrazo

Tabla elaborada por el autor. PROGRAMACIÓN EN LA RASPBERRY

Figura 24 Raspberry vista superior (Izq.) y conectores integrados (der) Tomado de https://www.raspberrypi.org/products/model-b-plus/


https://www.raspberrypi.org/products/model-b-plus/



La raspberry es un dispositivo el cual trae un sistema operativo integrado y requiere un uso muy pequeño de hardware interno para su funcionamiento, esto supone una gran ventaja frente a otros dispositivos ya que su programación se puede hacer de manera directa sin necesidad de un programa o compilador externos además de tener una serie de entradas y salidas internas las cuales pueden ser programadas para diferentes tareas y permiten la comunicación con hardware externo a través de protocolos de comunicación como I2C o comunicación serial. La raspberry pi B+ cuenta con un lenguaje de programación de alto nivel llamado python el cual permite la interacción del usuario con los pines de entrada y salida que trae integrado el dispositivo además de poseer gran integración con otros lenguajes de programación como lo son PHP HTML MYSQL entre otros por ello es ideal para programas que deseen interacción directa entre hardware y software en el caso de nuestro proyecto lo primero que se hizo después de asegurar la adquisición de una señal de movimiento por medio del potenciómetro y el ads-1115 explicados anteriormente se procedió a diseñar un pid digital el cual incluyera las constantes halladas anteriormente permitiendo así un control óptimo sobre el actuador por medio de señales PWM es la ejecución de un programa el cual permita generar un control PID. PROGRAMACIÓN DE PID DIGITAL CON PYTHON A continuación se muestra el código para la implementación del pid digital desde la raspberry con el lenguaje de programación python valor = adc.read_adc(0, 1) // adquiere el valor del sensor

valor= int((valor/121.362963)) // convierte el valor del sensor en posición en grados

error= setpoint - valor // halla el valor del error

if error < 0

proporcional= error*Kp // se multiplica el error por la constante hallada

integral = Ki*error +integral0; // se sabe que una integral es una serie de sumas

sucesivas

Sin embargo, si las sumas son muy altas esto la integral será muy alta y no se podrá

controlar por ello es necesario colocarles un límite

if integral> 30 :

integral = 0

derivativo= (error-error0)*Kd // se entiende la derivada como serie de restas

sucesivas

control = proporcional + integral + derivativo // control es la suma de las 3 variables



En este control se refleja en el porcentaje de una salida pwm la cual está directamente

relacionada con el actuador a medida que el error sea más pequeño el actuador se irá

deteniendo el código completo puede ser visto en los anexos

DISEÑO CAJA DE CONTROL La caja de control estará aislada del soporte que se encuentra sobre el brazo, esto con el fin de reducir el peso que los mecanismos están ejerciendo sobre el paciente, esta caja contendrá conectores independientes, uno para el mecanismo de abducción, otro para el mecanismo de flexoextensión, y otro para la alimentación de la fuente de 12VDC, además tendrá fácil accesibilidad para los puertos de la raspberry en caso que esta necesite configuración. La caja también contendrá el circuito de potencia Puente H y el circuito de conversión análoga digital necesario para saber la posición del brazo y el antebrazo. Además, se contará con un extractor de bajo perfil sonoro para evitar la condensación de la temperatura dentro de la caja de control.

Figura 25 Caja de Control




Figura 26 Interior Caja de Control

Imagen tomada por el autor INTERFAZ GRÁFICA Una de las principales razones para escoger la raspberry por encima de otros dispositivos es el hecho que al poseer un sistema operativo integrado permite una visualización de los datos a través de distintos programas o lenguajes de programación que se pueden comunicar con python, entre ellos para nuestro propósito, el que resulta más adecuado es PHP, pues al programar en este lenguaje convertimos la raspberry en un pequeño servidor al cual se puede tener acceso desde cualquier computador o dispositivo móvil conectado a la red esto en un hospital o centro médico es una gran ventaja pues hace mucho más fácil el transporte de nuestro exoesqueleto dentro de las instalaciones. El menú de inicio de compondrá de tres selectores que permiten ingresar los datos del paciente, configurar el protocolo de terapia y concluir con el resultado de la estadística o seguimiento del paciente, que se está actualizando en cada terapia en una base de datos.



Figura 27 Menú de bienvenida interfaz gráfica.

Imagen tomada por el autor La primera pestaña permite el ingreso de la información personal del paciente y que genera la base de datos que servirá para el seguimiento, en esta pestaña se ingresa también el tipo de lesión que será el primer condicional para la configuración del protocolo de terapia.

Figura 28 Ventana registro de pacientes




La pestaña de Protocolo de Terapia, permite seleccionar la rutina más adecuada dependiente de la lesión del paciente, los protocolos están configurados para seguir rutinas con base a los grados de libertad correspondientes a los que puede ofrecer el prototipo.

Figura 29 Ventana protocolo de terapia


Al seleccionar el protocolo de terapia, el programa muestra la configuración de la rutina para el paciente, en donde permite ajustar el ángulo de trabajo, la velocidad que crea adecuada el especialista, además de las repeticiones del protocolo. Lo mismo sucede con cualquiera de las otras opciones de esta pestaña.



Figura 30 opciones dentro de la ventana protocolo de terapia

Imagen tomada por el autor La tercera pestaña está dirigida a la base de datos del paciente y muestra el progreso del mismo comparando el dato inicial de la terapia comparado con el último dato de la terapia. Esta ventana permite que el especialista pueda ingresar a la base de datos en modo de historial para obtener información detallada de cada una de las terapias y protocolos usados en el momento de la terapia pasiva asistida.



Figura 31 Ventana estadísticas


Aplicación sobre el cuerpo humano:



Figura 32 vistas del prototipo sobre el cuerpo humano frontal lateral y posterior. Imagen tomada por el autor



RESULTADOS

● La mecánica empleada para el prototipo es la indicada, a modo que se alcanzan los rangos de movilidad tanto para la abducción (de 0 a 110 grados) y para la flexo extensión (de 0 a 145 grados), pero no es la indicada en cuestiones de fuerza, a pesar que los cálculos de los engranajes y poleas que suplen la fuerza necesaria para hacer los movimientos, los materiales de los componentes y la potencia del motor no son suficientes para hacer la terapia en personas con el miembro superior en estado de espasticidad (brazo en continua tensión y recogido contra el pecho), esto da por hecho que el usuario final del prototipo en su estado actual, son pacientes con el brazo en estado de flacidez o que recién han sufrido un ACV y que tienen el brazo con una espasticidad aguda (poca tensión), y la razón es porque el prototipado (en el polímero PLA, ácido poliláctico) soporta cierta tensión antes de entrar en estado de plasticidad y ruptura, además porque al aumentar la potencia al motor, el costo sería aun mayor (razón por la que no se utilizó para el prototipo), por razones de costos no se pudo implementar motores de mayor capacidad, pero es evidente que al cambiar los materiales de los engranajes por aluminio o teflón y al implementar motores de mayor potencia, se lograría optimizar y pasar de un prototipo, a un modelo de producción que pueda funcionar no solo en personas con miembro superior en estado de flacidez sino también en estado de espasticidad.

● Al realizar las pruebas del prototipo frente a los especialistas, inicialmente se tenía la duda que el prototipo fuera demasiado lento en sus movimientos por la reducción de velocidad a fuerza, pero desde el punto de vista de los especialistas, la velocidad del prototipo es adecuada para ser la velocidad máxima, es decir, para un protocolo de terapia pasiva se necesita iniciar con un rango de movilidad de pocos grados a una velocidad muy baja para irla aumentando lentamente al igual que el rango de movilidad. Esto se hace con el fin de no lastimar al paciente ya que en el proceso de recuperación de rangos de movilidad, el paciente puede sufrir dolor si la velocidad es muy alta. El sistema de control permite regular la velocidad del prototipo sin arriesgar la fuerza que se va a aplicar.

● Aunque en principio se planteó que este prototipo pudiera beneficiar a un rango

mayor de pacientes, con la investigaciones posteriores y la asesoría de los fisioterapeutas se determinó que a medida que el paciente va evolucionando en su padecimiento se requieren distintos tratamientos más allá de ejercicios con movimientos repetitivos llegando a un punto en el cual la terapia y ejercicios clínicos no presenten una mejora significativa en su condición. Por ello se limitó el proyecto a pacientes que se encuentre en la etapa aguda de un accidente cerebro vascular



CONCLUSIONES

● Se logró el desarrollo de un prototipo de exoesqueleto el cual puede ser usado como apoyo en personas con discapacidad psicomotriz, las cuales se encuentran en la etapa aguda de un accidente cerebro vascular, la cual comprende entre el primer día de sufrido el accidente hasta el primer mes después de sufrido el accidente u hospitalización, en esta etapa es supremamente importante la realización de ejercicios del miembro superior afectado, sin embargo es la etapa donde al fisioterapeuta o especialista le resulta más difícil acceder al paciente debido a que tiene restringido el tiempo necesario para la terapia de recuperación ya que por estar en un nivel hospitalario no puede estar en un lugar fijo durante mucho tiempo su por ello este exoesqueleto se puede convertir en una gran alternativa

● Para la construcción de la estructura física del exoesqueleto se tuvo que

investigar la biomecánica del miembro superior por ejemplo los movimientos de abducción y aducción del brazo y la flexo-extensión del antebrazo y cuáles músculos, huesos y articulaciones se encuentran involucrados en cada movimiento además de las limitantes de peso y estatura sobre las cuales pudiera funcionar el prototipo y los grados de libertad de cada una de las articulaciones limitando los movimientos a aquellos que puedan afectar en mayor medida al paciente

● si se desea llegar a generar movimientos que ayuden a pacientes con algún tipo

de rigidez moderada o leve es necesario cambiar los motores por unos que garantizan más potencia y cambiar el material prototipado por uno más resistente a los esfuerzos que puede llegar a requerir sin embargo esto requiere más peso y volumen que debe cargar el paciente lo cual implicaría otra limitante para ese prototipo

● Al realizar un sistema de control que permite ajustar la posición del brazo y antebrazo, le puede dar la ventaja al terapeuta ya que puede tener control total de los movimientos de las articulaciones, además de poder definir una rutina según su criterio y decidir la velocidad con la cual puede realizar el ejercicio, haciendo más eficiente la terapia y generando un mejor seguimiento al paciente



RECOMENDACIONES

● En las pruebas finales que se realizaron se indicó que la mejor forma de potenciar el prototipo es añadiendo movimientos funcionales, es decir simular movimientos como tomar un vaso de agua, saludar, o rascarse la cabeza esto en vista de recuperar la memoria muscular del paciente, pues se comprobado que esto es de mayor ayuda en etapa aguda

● El prototipo debe ser anatómicamente correcto pues en el transcurso del diseño se

debió cambiar la posición de los motores y los sensores con el objetivo de no interrumpir el movimiento natural del brazo y antebrazo en el caso del brazo el sensor de posición se ubicó externo a la articulación dado que se quería limitar el volumen y peso sobre el hombro del paciente por lo mismo y con la idea de hacer el prototipo portátil y de fácil implantación al paciente se debe tener en cuenta el peso de los motores, ya que el motor no puede pesar demasiado o puede causar lesiones de espalda y hombro

● En las mejoras de este prototipo y los prototipos subsecuentes se debe contar

con el apoyo de un fisioterapeuta el cual dará los parámetros de diseño según las necesidades de la terapia que desean realizar, pues aunque en este prototipo se buscó la asesoría en materia de diseño, ergonomía y necesidad del prototipo, la consulta con el fisioterapeuta se dio en un nivel avanzado del proyecto y esto llevó a corregir parámetros del diseño y limitar el uso del prototipo a la etapa aguda ya que el impacto es más reducido



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ANEXOS código python de control de posición de brazo y antebrazo import time

import Adafruit_ADS1x15

import RPi.GPIO as GPIO

GPIO.setmode(GPIO.BCM)

GPIO.setup(25, GPIO.OUT)

GPIO.setup(8, GPIO.OUT)

adc = Adafruit_ADS1x15.ADS1115()

adelante = GPIO.PWM(25,75)

atras = GPIO.PWM(8,50)

atras.start(0)

adelante.start(0)

error0=0

integral0=0

Kp=1.832727

Ki=0.880

Kd=0.220

setpoint = 30

sentido = 0

error=1

try:

setpoint= int(input("seleccione los grados de inclinacion del brazo: "))

while True :

valor = adc.read_adc(0, 1)

valor= int((valor/121.362963)-17)

print valor

error= setpoint - valor

if error < 0:

error=error*-1

sentido = 1

else:

sentido = 0

proporcional= error*Kp



integral = Ki*error +integral0;

if sentido == 0 and integral> 30 :

integral = 0

if sentido == 1 and integral> 10 :

integral = 0

derivativo= (error-error0)*Kd

control = proporcional + integral + derivativo

error0 = error

integral0 = integral

if control >100 :

control=100

elif control <0 or error <3 :

control=0

else:

control= control

if sentido == 0:

atras.ChangeDutyCycle(0)

time.sleep(0.04)

adelante.ChangeDutyCycle(control)

if sentido == 1 :

adelante.ChangeDutyCycle(0)

time.sleep(0.04)

atras.ChangeDutyCycle(control)

print error

print control

# time.sleep(0.1)

except KeyboardInterrupt:

pass

adelante.stop()

atras.stop()

GPIO.cleanup()