Diseño de Prótesis Mioeléctrica

Transcripción

INSTITUTO POLITECNICO NACIONAL
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
DISEÑO MECANICO Y DE CONTROL
INVESTIGADOR(S):
ING. GARCÍA FABILA VLADIMIR
ING. GARCÍA VÁZQUEZ MARCOS A.
ING. HERNÁNDEZ GARCÍA KAREN
SINODALES
ING. JOSÉ GALVÁN RAMÍREZ
M. EN C. ANTONIO CAMARENA GALLARDO
ING. ROBERTO RODRÍGUEZ LOYA
M. EN C. GABRIELA FERNANDEZ LUNA
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
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
ANTECEDENTES HISTÓRICOS
MERCADO ACTUAL
Este capitulo nos mostrará lo
avanzada que está la Ingeniería
y la Robótica en el campo de la
Medicina, dándonos un amplio
enfoque en todo tipo de
construcción y diseño, para
sustituir extremidades y recuperar
movilidad mediante el empleo
de 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.
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-cobaltomolibdeno 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.
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.
Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc. García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
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).
R.
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).
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).
R.
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
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.
R.
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.
R.
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
ANÁLISIS CORPORAL
ANÁLISIS NEURONAL
En este capítulo daremos
una
breve introducción de la función y
la confiabilidad de la prótesis.
Diseño, características físicas y
funcionales como son :
o Peso corporal como máximo
o Material utilizado
o Control
o Peso propuesto
o Fuente de alimentación
R.
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.
R.
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
estaturas de los discapacitados.
podrá ser ajustable para las diferentes
R.
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.
R.
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 mioeléctrica?
La palabra mio-eléctrica significa: mio = músculo,
entonces definamos lo que significa:
eléctrica = electricidad;
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
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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
R.
El Sistema Nervioso
Una propiedad elemental de toda
sustancia viva es la facultad de
reaccionar ante cualquier estímulo
que actúe sobre la misma.
En los animales pluricelulares (es el
caso del hombre), debido a la
perfección de su diseño y a la ley de
distribución de trabajo del organismo,
cada grupo de células se diferencia
en un sentido determinado: unas
para funciones digestivas, otras para
las respiratorias, otras para las
reproductoras.
Nuestro organismo es una unidad,
pero ello sería imposible si todos sus
sistemas y órganos no estuvieran
interrelacionados para formar un todo
armónico. Regular el funcionamiento
de los distintos órganos y sistemas
entre sí y facilitar el intercambio del
organismo con el medio es el papel
del sistema nervioso.
Todos los movimientos voluntarios o reflejos, toda sensibilidad consciente o inconsciente,
todos los procesos psíquicos están producidos y determinados por el sistema nervioso.
El sistema nervioso está constituido fundamentalmente por un conjunto de células
nerviosas llamadas neuronas, provistas de unas prolongaciones más o menos largas
llamadas, respectivamente, dendritas o axones, mediante las que se interrelacionan.
Es decir, que cada dendrita está conectada con otra dendrita de una neurona colocada a
su lado, o con el axón de una neurona situada más lejos.
El sistema nervioso está subdividido en: sistema nervioso central, compuesto
por la médula espinal y por el encéfalo, que a su vez se subdivide en cerebro,
cerebelo y tronco cerebral; sistema nervioso periférico, es decir, los nervios que
R.
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.
R.
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
R.
Comunicación entre Neuronas
R.
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).
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.
R.
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).
R.
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
R.
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.
R.
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.
R.
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.
R.
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)
FASE APOPYO
0
10
20
30
40
FASE BALANCEO
50
60
70
80
90
100
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.
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:
(ω ) dω + ( M ) dm = 0
Considerando ω = 47.07 Kg x 2 = 94.14
ω = 94.14 Kg .
(94.14)(5) +
M (5) = 0
M = 94.14 Kg .
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.
R.
Para ω = 180 Kg .
Rc = R cos θ
siendo θ = 6 o
= −180 cos 6 o
Rc = − 179 Kg .
Rc = Fuerza Compresion
Rs = Fuerza Deslizamiento
Rs = Rsenθ
= − 18.81 Kg
Haciendo el análisis de esfuerzos y deformaciones:
FT = ma
FT min = 686.7 N
Fuerza minima ejercida por la persona cuando esta sobre el miembro inferior
Determinando Fuerza Maxima
m = 179 Kg
y
FT max = (179)(9.81)
a = 9.81 Kg s 2
FT max = 1756.99 N Fuerza max ejercida por la persona cuando esta sobre el miembro inferior
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)
R.
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
x
CM
80°
dm
80
M
10°
10
100
Por tanto Wdw + Mdm
Para un peso W= 100Kg. El peso sobre puesto 47.07 Kg.
(−94.14 Kg )(5cm) + ( M )(5cm)
*2= 94.14 Kg.
− 470.7 + M 5cm
M = 94.14 Kg .
Considerando un grado de Flexión
Muslo – pierna de 200°, El ángulo formado
Por la fuerza de reacción con eje longitudinal
De 16° - 10° =6°
Fuerza de Reacción
Y
X
Rc
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.
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.
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.
R.
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
ANALISIS DE DISEÑO DE PROTESIS
DISEÑO MECÀNICO, DINAMICO Y ELECTRÓNICO
Se dará una explicación de los
temas que se emplearon para el
desarrollo del proyecto.
También todos los cálculos
realizados del diseño de la
prótesis para su fabricación, así
como el control mioelectrico que
se utilizará en la implementación
de este prototipo.
R.
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).
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: σ = P . Por otra parte, la carga P aplicada a la barra
A
B’’ C’’, con la misma sección transversal A, pero de longitud 2L, causa un
alargamiento 2 δ 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 δ .
L
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:
ε=
δ
L
Construyendo la gráfica del esfuerzo σ = P en contraste con la deformación
A
ε=
δ
obtenemos una curva que es característica de las propiedades de
L
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 P a lo largo de
A
la barra. Así, fue apropiado definir la deformación ε como la razón del
alargamiento con A variable, el esfuerzo normal σ = P varía a lo largo del
A
elemento y resulta necesario definir la deformación en cierto punto Q
considerando un pequeño elemento de longitud no deformado ∆x (véase la
figura 2.5). Llamando ∆δ el alargamiento del pequeño elemento bajo la carga
dada, se define la deformación normal en el punto Q como:
R.
ε = lim
∆δ dδ
=
∆x dx
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 L0 . La distancia L0 es conocida como longitud base de la
probeta.
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 δ = L − L0 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 A0 de la muestra, y la
deformación ε dividiendo el alargamiento δ por la distancia original L0 entre
R.
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.
R.
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:
σ = Εε
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 σ = P
no excede el límite de proporcionalidad del
A
material, puede aplicarse la ley de Hooke y escribir:
σ = Εε ------------------- 1
de la cual se halla que
R.
ε=
σ
Ε
=
P
--------------- 2
AE
Recordando que la deformación ε se definió como ε =
δ
L
, se tiene:
δ = εL --------------------- 3
y, sustituyendo ε de 2 en 3 :
PL
δ =
----------------- 4
AE
La ecuación 4 puede usarse sólo si la barra es homogénea ( Ε 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 Pi , Li , Ai y Ei , 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:
δ =∑
i
Pi Li
Ai Ei
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 ε = dδ .
dx
Resolviendo para dδ y sustituyendo para ε de la ecuación 2, se expresa
la deformación de un elemento de longitud dx como
dδ = εdx =
Pdx
AE
El alargamiento total σ de la barra se obtiene por integración a lo largo de
la longitud L de la barra:
L
Pdx
δ =∫
AE
0
R.
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
s=
My
Ae(rn − y )
R.
es el esfuerzo de flexión, psi ( kg / cm 2 )
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)
Donde
s
M
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
rn
es el radio de curvatura del eje neutro, pul (cm).
(cm)
EL ESFUERZO DE FLEXIÓN EN LA FIBRA INTERNA ESTÁ DADO POR
s=
Mhi
Aeri
Donde hi es la distancia del eje neutro a la fibra interna, pul (cm)
(hi = rn − ri )
ri
es el radio de curvatura de la fibra interna, pul (cm).
EL ESFUERZO DE FLEXIÓN EN LA FIBRA EXTERNA está dado por
s=
Donde
ho
ro
Mho
Aeri
es la distancia del eje neutro a la fibra externa, pul (cm)
(ho = ro − rn )
es el radio de curvatura de la fibra externa, pul (cm)
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.
R.
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.
rn =
h
log e ro / ri
e = R − rn
R = ri + h
2
1
1
[ro 2 + ri 2 ] 2
rn =
4
e = R − rn
R = ri + d
rn =
2
(bi − t )(t i ) + (bo − t )(t o ) + th
r +t
r −t
ro
bi log e i i + t log e o o + bo log e
ri
ri + t i
ro − t o
e = R − rn
1 2 1 2
1
h t + t i (bi − t ) + (bo − t )(t o )(h − t o )
2
2
R = ri + 2
(bi − t )(t i ) + (bo − t )(t o ) + th
R.
rn =
(bi − t )(t i ) + th
r +t
r
(bi − t ) log e i i + t log e o
ri
ri
e = R − rn
1 2 1 2
h t + t i (bi − t )
2
R = ri + 2
ht + (bi − t )t i
bi + bo
)h
2
rn =
b r − bo ri
r
( i o
) log e ( o ) − (bi − bo )
h
ri
(
e = R − rn
R = ri +
rn =
h(bi + 2bo )
3(bi + bo )
(b − t )(t i + t o ) + th
r +t
ro
r −t
b[log e i i + log e
] + t log e o o
ri
ro − t o
ri + t i
e = R − rn
1 2 1 2
1
h t + t i (b − t ) + (b − t )(t o )(h − t o )
2
2
R = ri + 2
ht + (b − t )(t i + t o )
R.
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 Pc es la distancia desde un punto de un diente hasta el punto
correspondiente de un diente adyacente, medida sobre la circunferencia
primitiva.
PC = πD N
donde D = diámetro primitivo en pulgadas y N = números de dientes del
engranaje.
Paso diametral Pd es el número de dientes de un engranaje por pulgada de
diámetro.
Pd = N D
Obsérvese que Pc x Pd = 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
R.
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 = N g N P = D g DP
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 ) 2 + ( distancia entre centros ) 2 ( senφ ) 2
PROPORCIONES DE LOS DIENTES DE ENGRANAJES NORMALIZADOS
1
14 °
2
Compuesto
1
14 °
2
20°
20°
Envolvente y prof.tot.
Envolvente y prof.tot.
Envolvente “stub”
1
Pd
1
Pd
Altura de pie mínima
1,157
Pd
1,157
Pd
Profundidad total
2,157
Pd
Huelgo
0,157
Pd
Altura de cabeza
1
Pd
1
Pd
1,157
Pd
1
Pd
2,157
Pd
2,157
Pd
1,8
Pd
0,157
Pd
0,157
Pd
0,2
Pd
PASOS NORMALIZADOS
Los pasos diametrales normalizados que se utilizan comúnmente son:
1 a 2, de 1 4 en 1 4 , 2 a 4, de 1 2 en 1 2 ; 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 Wn es normal al perfil del diente y se supone que es conducida por
R.
este diente. W, la carga componente de Wn perpendicular a la línea media del
diente, produce un esfuerzo de flexión en la base del diente. La componente
radial Wr 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.
El esfuerzo de flexión producido, s, es:
s=
M C 6 M 6Wh
= 2 = 2
I
bt
bt
y
W = sb(t 2 / 6h) = sb(t 2 / 6hPC ) PC
donde
c = t 2 , I = bt 3 / 12
y
M = Wh
La relación t 2 6hPC 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 t 2 6hPC obtenemos la forma usual de la
ecuación de Lewis:
F = sbPC y
R.
Para condiciones de diseño ordinarias, la longitud del diente, b , se limita a un
máximo de 4 veces el paso circular. Haciendo b = kPC , donde k ≤ 4,
F = sP 2 C ky = sπ 2 ky / P 2 d
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:
P 2 d / y = skπ 2 / F
Donde
s = esfuerzo permisible; k = 4, límite superior;
F = fuerza transmitida = 2 M t D .
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 = s 0 (
s0 (
s0 (
600
) para V menor que 2000 pies / min
600 + V
1200
) para V entre 2000 y 4000 pies / min
1200 + V
78
) para V mayor que 4000 pies / min
78 + V
donde s 0 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 ).
bmin =
Pc
tan ϕ
R.
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
F
Fe
Pc
Pnc
b
Pd
Pnd
= ángulo de la hélice, en grados
= fuerza transmitida (fuerza que produce el momento), en lb
= empuje axial = F tan ϕ , en lb
= paso circular circunferencial, en pul
= paso circular normal, en pul
= longitud del diente, en pul
= paso diametral, medido en el plano de rotación
= paso diametral normal, medido en el plano normal al diente
Obsérvese que: Pnc = Pc cos ϕ ,
Pnd = Pd cos ϕ ,
Pnc * Pnd = π = Pc Pd
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 φ n medido en el plano normal, se distingue del
ángulo de presión φ , 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 Fn que se utiliza en la
ecuación de Lewis es :
Fn = s (
πy
b
)
cos ϕ Pnd
Haciendo la fuerza tangencial F = Fn cos ϕ ,
F=
sbyπ
skπ 2 y
= 2
Pnd
P nd cos ϕ
y
Pnd = Pd cos ϕ
(Utilizarla cuando el paso normalizado está en el plano
normal)
Ó
R.
sbyπ cos ϕ skπ 2 y cos ϕ
F=
=
Pd
P2d
donde
(Utilizarla cuando el paso normalizado está en el
plano diametral)
k = b PC ( limitado a un valor de más o menos 6 )
Pd = paso diametral en el plano de rotación
y = factor de forma basado en el número virtual o formativo de
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:
s = s0 (
78
)
78 + V
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:
Pd
s kπ 2 cos ϕ
78
(
)
= 0
y
F
78 + V
2
donde k = b PC
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
2
la relación Pd / y que controla la verificación basada en la resistencia.
Si el diámetro primitivo es desconocido, se puede utilizar la siguiente forma de
la ecuación de Lewis:
3
2TPd
s=
kyπ 2 N cos ϕ
donde s = esfuerzo producido real, en psi
T = momento que resiste el engranaje más débil
N = número real de dientes del engranaje más débil
R.
LA CARGA LIMITE DE FATIGA EN FLEXIÓN. F0 , se basa en la ecuación de
Lewis, sin que haya factor de velocidad.
F0 =
s 0 byπ cos ϕ
Pd
donde los símbolos son los mismos utilizados anteriormente.
La carga límite de fatiga F0 , debe ser igual o mayor que la carga dinámica Fd .
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 202. 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.
R.
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
F=
sbyπ L − b
(
)
Pd
L
donde
s
Y
esfuerzo de flexión permisible, en psi.
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°)
Pd paso diametral basado en la mayor sección transversal del diente
b
longitud de los dientes de los engranajes, en pul
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
Pd sbπ L − b
=
(
) = valor permitido
y
F
L
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 Pd /y que se
debe satisfacer, escogiendo un valor adecuado para Pd .
Cuando el diámetro es desconocido, conviene emplear la siguiente forma de la
ecuación de Lewis:
2
2TPd
L
s=
(
) = esfuerzo real ≤ esfuerzo permitido
bπyN L − b
3
Esta ecuación proporciona un valor del esfuerzo real, en función de Pd ,
después de hacer los siguientes reemplazos:
sea b =
L
Np
=
1+ R2
3 6 Pd
y sea
L
3
=
L−b 2
R.
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
78
) psi para dientes fresados ó s = s o (
) psi para dientes
1200 + V
78 + V
tallados por generación
s = so (
donde s o 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 s o 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).
Para un engranaje cónico, EL NUMERO VIRTUAL O FORMATIVO de dientes,
N f , 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.
Nf = N
donde
N
cos α
número real de dientes del engranaje
α ángulo
primitivo
o
la
LA CARGA DE DESGASTE LIMITE, Fw =
Donde D p , b, K
mitad
0,75D p bKQ
cos α
del
ángulo
del
(valor permitido)
y Q son los mismos de los engranajes cilíndricos de dientes
rectos, con la diferencia que Q se basa en el número formativo de dientes y
α es el ángulo primitivo del piñón.
R.
cono.
LA CARGA DE FATIGA LIMITE, Fo , puede aproximarse por
Fo =
s o byπ L − b
(
) (valor permitido)
Pd
L
LA CARGA DINAMICA, Fd , que es igual a la carga transmitida más un
incremento de carga debido a los efectos dinámicos, puede aproximarse por
Fd = F +
0,05V (bC + F )
0,05V + bC + F
donde los símbolos son los mismos utilizados en los engranajes cilíndricos de
dientes rectos. Fd , debe ser ≤ FW , Fd debe ser ≤ Fo ,
Obsérvese que Fo , y FW son valores permitidos que no deben ser excedidos
por la carga dinámica.
LAS NORMAS DE LA AMERICAN GEAR MANUFACTURERS
ASSOCIATION (AGMA) recomiendan la siguiente potencia indicada para
carga máxima, tanto para engranajes cónicos rectos como espirales.
HP =
snD p byπ ( L − 0,5b)
126.000 Pd L
(
78
)
78 + V
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.
R.
LAS NORMAS AGMA PARA DESGASTE (DURABILIDAD), recomiendan las
siguientes potencias indicadas:
HP = 0,8C m C B b
para engranajes helicoidales de dientes rectos.
HP = C m C B b
para engranajes helicoidales de dientes espirales
donde
Cm
factor del material, de acuerdo con la lista mostrada en
seguida :
n
velocidad del piñón, en rpm.
CB =
Dpn
78
)
233 78 + V
(
Engranaje
Material
Piñón
Dureza BrinellMaterial
Material
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
superficialmente
o en aceite
II = acero tratado térmicamente
Dureza Brinell
Cm
III = acero endurecido
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
R.
los dientes de acero satisfacen
suficientemente resistentes.
los
requisitos
de
desgaste,
serán
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
CALCULO ESTRUCTURAL
ANALISIS MECANICO, DE RESISTENCIA Y DEFORMACIÓN
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
R.
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.
rn =
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
ro
ro − to
ri + ti
+ bo log e
+ 0.6 log e
bi log e
ro − to
ri + ti
ri
rn =
(8 − 0.6)(0.6) + (8 − 6)(0.6) + (0.6)(9)
13.5
13.5 + 0.6
4.5 + 0.6
+ 8 log e
8 log e
+ 0.6 log e
13.5 − 0.6
4.5 + 0.6
4.5
rn = 7.22cm
1
NOMENCLATURA
ri − radiode curvatura, ro − radio curvatura fibra ext., e − distacia del CG al eje neutro, R − dist. al CG , S − esfuerzo flexion int erno.
R.
3. Determinar R respecto de CG.
1 2 1 2
1 ⎞
⎛
h t + ti (bi − t ) + (bo − t )(to )⎜ h − to ⎟
2
2
2 ⎠
⎝
R = ri +
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
1 2
(9) (0.6) + 1 (0.6)2 (8 − 0.6) + (8 − 0.6)(0.6)⎛⎜ 9 − 1 (0.6)⎞⎟
2
2
2
⎝
⎠
R = 4.5 +
(8 − 0.6)(0.6) + (8 − 0.6)(0.6) + (0.6)(9)
R = 9cm
4. Determinar distancia de CG del eje Neutro
e= 9 -7.22
e= 1.78 cm
5. 2 Obteniendo reacciones R A RB
R A = RB =
(180)(4.5) = 90kg.
9
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.
R.
6. Calculo para sección A – A’.
S=
µc
∴
I
S=
(90)(4.5)(0.3)
3⎤
⎡
(9)⎢ (0.6) ⎥
⎢ 12 ⎥
⎣
⎦
S = 750
kg
cm2
7. para ri = 4.5 determinar hi.
hi = rn − r p = 7.22 − 4.5
∴
h = 2.72
8. Calculo para sección B – B’.
S=
µhi
Aeri
S = 28.65
S=
(90)(4.5)(2.72)
(8)(0.6)(1.78)(4.5)
S=
(90)(4.5)(2.12)
(8)(0.6)(1.78)(5.1)
kg
cm 2
para S’
ho = ro − rn
ho = 5.1 − 7.22
ho = 2.12
S=
µho
Aero
S = 19.7
kg
cm 2
R.
Determinación del perfil “C” respecto del eje “x”
h= 8 dividiendo el valor de h/2
ri= 4 cm
rn =
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
ri + ti
ro − to
ro
bi log e
+ 0.6 log e
+ bo log e
ri
ri + ti
ro − to
rn =
(8 − 0.6)(0.6) + (8 − 6)(0.6) + (0.6)(9)
12
12 + 0.6
4 + 0.6
+ 8 log e
8 log e
+ 0.6 log e
12 − 0.6
4 + 0.6
4
rn = 6.33cm
3. Determinar R respecto de CG.
1 2 1 2
1 ⎞
⎛
2
2
2 ⎠
⎝
R = ri +
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
1 2
(9) (0.6) + 1 (0.6)2 (8 − 0.6) + (8 − 0.6)(0.6)⎛⎜ 9 − 1 (0.6)⎞⎟
2
2
2
⎝
⎠
R = 4+
(8 − 0.6)(0.6) + (8 − 0.6)(0.6) + (0.6)(9)
R = 8.5cm
R.
4. Determinar distancia de CG del eje Neutro.
e= 8.5 - 6.33
e= 2.17 cm
∑M y = 0
∑ M y = −405 + 90(4.5) + R (4) = 0
c
c
c
Rc x = 78.75kg
∑M x = 0
∑ M x = 405 + R (4) = 0
c
c
c
Rc y = 101.25kg
Rc =
(Rc y )2 + (Rc x )2
Rc =
(101.25)2 + (78.75)2
Rc = 128.26kg
Determinando sección A – A’
µc
S=
S=
I
(405)(0.3)
⎡ 3⎤
(0.6)⎢ (8) ⎥
⎣⎢ 12 ⎦⎥
S = 4.74
kg
cm 2
Determinando sección B – B’
ri = 4
hi = rn − rp
hi = 6.33 − 4
hi = 2.33
Si =
µhi
Si =
Aeri
Si = 20.132
kg
cm2
ho = ro − rn
So =
ho = 12 − 6.33
µho
Aero
So = 16.33
(450)(2.33)
(9)(0.6)(2.17 )(4)
So =
∴ ho = 5.67
(450)(5.67 )
(9)(0.6)(2.17 )(12)
kg
cm2
R.
Diagrama esquemático.
Siendo la pieza simétrica el esfuerzo se localiza en el vector Z, por lo tanto:
σz =
Pz
A
det er min ando el area de la pieza :
A = (8 )(0 .6 ) = 4 .8cm 2
σz =
kg
101 .25
= 21 .09
4 .8
cm 2
La deformació n se localiza en " Z "
∈z =
σz
E
21 .09
kg
cm 2
∈z =
kg
745253 .75
cm 2
∈z = 2 .8299 E − 05
Determinando contracción axial:
∆Lz =∈z Lz
∆Lz = (2.8299 E − 05)(0.6 )
∆Lz = 0.000016cm
Calculando esfuerzo en eje “X” e “Y”.
σy =
90kg
4.8cm 2
σ y = 18.75
kg
cm 2
R.
Encontrando deformación en eje “Y”.
∈z =
21.09
σz
∈z =
E
kg
cm 2
kg
745253.75 2
cm
∈z = 2.8299 E − 05
Calculando esfuerzo cortante ν .
ν=
∈y
ν=
∈z
2.5159 E − 05
2.8299 E − 05
ν = 0.88 Pa
Redimensionando la sección transversal.
∆L y =∈y L y
∆L y = (5.5159 E − 05)(8)
∆L y = 0.0002012cm
Determinando el modulo de rigidez (G).
G=
E
2(1 + ν )
γ =
Pz Lz
Az E z
745253.75
2(1 + 0.88)
G = 198205.78
(101.25)(0.6)
(4.8)(745253.75)
γ = 1.69 E − 05
G=
γ =
Haciendo el mismo análisis con respecto de "Y ".
γ =
(90)(8)
(4.8)(745253.75)
γ = 2.01E − 04
Empleando la 3Ley de Hooke.
τ = Gγ
τ z = (198205.78)(1.69 E 05)
τ z = 3.346
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.
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.
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
ro
ro − to
ri + ti
+ bo log e
+ 0.6 log e
bi log e
ro − to
ri + ti
ri
rn =
(10.334 − 0.6)(0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6) + (0.6)(5.192)
rn =
10.334 log e
2.596 + 0.6
7.788 + 0.6
7.788
+ 0.6 log e
+ 5.889 log e
2.596
2.596 + 0.6
7.788 − 0.6
rn = 3.903cm
3.
Determinar R respecto de C.G.
1 2 1 2
1 ⎞
⎛
2
2
2 ⎠
⎝
R = ri +
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
1
(5.192)2 (0.6) + 1 (0.6)2 (10.334 − 0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6)⎛⎜ 5.192 − 1 (0.6)⎞⎟
2
2
2
⎝
⎠
R = 2.596 +
(10.334 − 0.6)(0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6) + (0.6)(5.192)
R = 4.687cm
4.
Determinar distancia de CG del eje Neutro
R.
e= 4.687 -3.903
e= 0.784 cm
5.
Calculo para sección A – A’.
µhi
Si =
Aeri
(90)(2.596)(1.307 )
Si =
(10.334)(0.6)(0.784)(2.596)
∴
.
kg
Si = 24.198
a compresión
cm2
hi = rn − ri = 3.903 − 2.596
6.
∴
hi = 1.307cm
Determinando esfuerzo flexionante (S).
para S’
ho = ro − rn
ho = 3.196 − 3.903
ho = 0.707
So =
µho
Aero
So = 13.08
So =
kg
cm2
(90)(2.596)(0.707 )
(10.334)(0.6)(0.784)(2.596)
tensión
R.
S=
µc
S=
I
(90)(2.596)(0.3)
(0.6)(10.334)3
12
S = 1.27
kg
cm 2
Determinando sección C – C’
para v y p
ri = 4
hi = rn − rp
hi = 3.903 − 7.188
hi = 3.285cm
Si =
µhi
Si =
Aeri
Si = 38.54
kg
cm 2
ho = ro − rn
So =
(90)(2.596)(3.285)
(5.889)(0.6)(0.784)(7.188)
ho = 7.788 − 3.903
µho
Aero
So = 42.07
So =
∴ ho = 3.885
(90)(2.596)(3.885)
(5.889)(0.6)(0.784)(7.788)
kg
cm2
R.
Determinación del perfil “Z” respecto del eje “x”
Como
bi +
b
2
=
16.223
= 8.115
2
ri= 8.115 cm
rn =
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
ri + ti
ro − to
ro
+ 0.6 log e
+ bo log e
bi log e
ri
ri + ti
ro − to
rn =
(10.334 − 0.6)(0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6) + (0.6)(5.192)
8.1115 − 0.6
24.3345 − 0.6
24.3345
+ 0.6 log e
+ 5.889 log e
10.334 log e
8.1115
8.1115 + 0.6
24.3345 − 0.6
rn = 8.163cm
3.
Determinar R respecto de CG.
R.
1 2 1 2
1 ⎞
⎛
2
2
2 ⎠
⎝
R = ri +
(bi − t )(ti ) + (bo − t )(to ) + th
1
(5.192)2 (0.6) + 1 (0.6)2 (10.334 − 0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6)⎛⎜ 5.192 − 1 (0.6)⎞⎟
2
2
2
⎝
⎠
R = 8.1115 +
(10.334 − 0.6)(0.6) + (5.889 − 0.6)(0.6) + (0.6)(5.192)
R = 10.20cm
2. Determinar distancia de CG del eje Neutro.
e= 10.20 – 8.163
e= 2.037 cm
∑M
∑M
Bx
=0
Bx
= 930.06 + 90(5.167 ) + RB x(5.167 ) = 0
RB x = 270kg
∑F y = 0
∑ F y = 90(5.167) + R
B
B
By
(5.167 ) = 0
RB y = 90kg
R.
RBT =
(RB y )2 + (RB x )2
RBT =
(90)2 + (270)2
RBT = 284.60kg
∑M
∑M
Dy
=0
Dy
= 530.01 + 90(2.944) + RF x(2.944 )930.06 − 530.01 + RD (2.596 ) = 0
RF x = 270kg
RF y = 90kg
RD x = 154.10kg
S=
µc
S=
I
(270)(5.167 )(0.3)
(0.6)(10.334)3
12
S = 7.58
kg
cm 2
Determinando sección F – F’
S=
µc
S=
I
(270)(2.944)(0.3)
(0.6)(5.889)3
12
S = 723.35
kg
cm 2
Determinando sección D – D’
hi = rn − rp
hi = 8.163 − 8.1115
hi = 0.515cm
Si =
µhi
Aeri
Si = 0.701
Si =
kg
cm2
ho = ro − rn
So =
compresión
ho = 14 − 8.163
µho
Aero
So = 46.05
(270)(2.596)(0.515)
(5.192)(0.6)(2.037 )(8.1115)
So =
kg
cm 2
∴ ho = 5.837
(270)(2.596)(5.837 )
(5.192)(0.6)(2.037 )(14)
tensión
R.
Diagrama esquemático.
σz =
Pz
A
A = (10.334 )(0.6 ) = 6.2004cm 2
σz =
ν =
kg
284.6
= 45.90 2
6.2004
cm
1.94 E − 05
6.15 E − 05
ν = 0.315 Pa
La deformación se localiza en " Z "
∆L y =∈y L y
∆Lz =∈z Lz
∆L y = (1.94 E − 05)(10.334 )
∆Lz = (6.15E − 05)(0.6)
∆L y = 0.00020047cm
∆Lz = 0.0000369cm
G=
E
2(1 + ν )
γ =
Py L y
γ =
Ay E y
Pz Lz
Az E z
G=
745253.75
2(1 + 0.315)
(90)(10.334)
(10.334)(0.6)(745253.75)
(284.06)(3.7 )
γz =
(10.334)(0.6)(745253.75)
γy =
G = 283366.44
γ y = 2.01E − 04
γ z = 2.074 E − 04
Deter min ando el esfuerzo cor tan te τ
τ z = Gzγ z
τ y = G yγ y
τ z = (283366.44 )(2.274 E − 04 )
τ y = (283366.44 )(2.014 E − 04 )
τ z = 63.87
τ y = 56.95
R.
para una reacción RFY = 90kg
Pz
A
σz =
A = (5.889 )(0.6 ) = 3.5334cm 2
σz =
kg
270
= 76.41 2
3.5334
cm
σy =
Py
A
A = (5.889 )(0.6 ) = 3.5334cm 2
σy =
90
kg
= 25.47 2
3.5334
cm
La deformación se localiza en " Z " , "Y ".
∈z =
∈y =
σz
E
σy
E
76.41
kg
cm 2
∈z =
kg
745253.75 2
cm
kg
25.47 2
cm
∈y =
kg
745253.75 2
cm
Deter min ando el esfuerzo de corte
∈y
3.4 E − 05
ν =
ν =
∈z
1.02 E − 04
∈z = 1.02 E − 04
∈y = 3.41E − 05
ν = 0.33Pa
Deter min ando deformación por al arg amiento " Z ", "Y ".
∆L y =∈y L y
∆L y = (3.87 E − 05)(5.887 )
∆L y = 2.27 E − 04cm
∆Lz =∈z Lz
∆Lz = (1.16 E − 04 )(0.6)
∆Lz = 6.96 E − 05cm
R.
G=
E
2(1 + ν )
γ =
Py L y
γ =
Ay E y
Pz Lz
Az E z
G=
745253.75
2(1 + 0.33)
(90)(5.889)
(5.889)(0.6)(745253.75)
(270)(3.7 )
γz =
(5.889)(0.6)(745253.75)
γy =
G = 280170.58
γ y = 2.01E − 04
γ z = 3.79 E − 04
R.
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).
rm = R p −
1
2bsenβ
rm = 0.5 −
1
(0.183)sen⎛⎜ 0.8 ⎞⎟
2
⎝ 0.5 ⎠
rm = 0.498
3. Determinando Momento en el piñón (Mt).
HP 63000
N
0.0625)(63000 )
(
Mt =
240
Mt =
M t = 16.40 lb − in
4. Calculando la fuerza tangencial en el diente (Ft).
Ft =
Mt
rm
Ft =
16.40
0.498
Ft = 32.93 lb
5. Calculando fuerza de empuje en el piñón (Fp).
Fp = Ft tan φsenβ
Fp = 32.93 tan 20°SEN 45°
Fp = 8.47 lb
6. Calculando fuerza de empuje del engrane (Fg).
Fg = Ft tan φ cos β
Fg = 32.93 tan 20° cos 45°
Fg = 8.47 lb
7. Considerando el espacio físico donde se acoplarán los engranes, Det. Diámetro
primitivo.
4
Proponiendo 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.
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:
⎛ D p *π ⎞
⎟ rpm
⎟
⎝ 12 ⎠
⎛ (0.78)π ⎞
ν =⎜
⎟(290 )
⎝ 12 ⎠
ν = ⎜⎜
ν = 49
ft
min
Determinando esfuerzos permisibles (S).
⎛ 1200 ⎞
S = So ⎜
⎟
⎝ 1200 + ν ⎠
⎛ 1200 ⎞
S = 35000⎜
⎟
⎝ 1200 + 49 ⎠
L = R p 2 + Pe 2
L=
S = 33626.90 psi
(0.39)2 + (0.39)2
L = 0.5515
Determinar la longitud del diente b proporcional a 1/8.
b=
L
3
b=
0.55
3
b = 0.183 = 0.125m
Calculando fuerza F permisible que puede transmitir.
F=
HP 33000
F=
ν
(0.0625)(33000)
F = 42.09
49
Empleando ecuación modificada de Lewis, valor permitido.
Pd
Sbπ ⎛ L − b ⎞
=
⎜
⎟
y
F ⎝ L ⎠
Pd 33626.9(0.125)π ⎛ 0.55 − 0.125 ⎞
=
⎜
⎟
42.09
0.55
y
⎝
⎠
Pd
= 242.43 ≈ 12
y
Comprobamos el paso propuesto.
y = 0.15
Obtenemos el número de dientes del piñón.
N p = D p * Pd
N p = 9.36 ≈ 12 dientes reales
Modificando el diámetro primitivo (Dp) del piñón.
Dp =
Np
Pd
Dp =
12
12
D p = 1 in
R.
9. Determinar número virtual o formativo del diente (NF).
N Fpiñon =
Np
cos α
encontrando el cos eno de α
⎛ Dp ⎞
⎜
⎟
⎜ 2 ⎟
⎝
⎠
cos α =
L
12
N Fpiñon =
0.9
1
cos α = 2
0.55
cos α = 0.90
N Fpiñon = 13.33
de Tablas obtenemos :
y = 0.083
Pd
12
=
= 144.57
y
0.083
comparando valor calculado con valor de tablas :
Pd
P
< d
144.57 < 242.43
y
y
.verificando diseño desde el punto de vista de carga dinámica.
Modificamos 5K
6
BHN 550
k = 503.25
BHN =
550(366 )
= 503.25
400
Para Acero Cementado 20°
Q=
2 N Fe
N Fpiñon + N Fengrane
Q=
2(13.33)
13.33 + 13.33
Q =1
Verificando por desgaste
FW =
FW =
0.75D p bkQ
cos α piñon
0.75(1)(0.18)(503.25)(1)
0.9
FW = 74.65 psi
Calculando la carga de fatiga límite (Fo).
S o byπ ⎛ L − b ⎞
⎜
⎟
Pd ⎝ L ⎠
(35000)(0.18)(0.083)π ⎛⎜ 0.55 − 0.18 ⎞⎟
Fo =
12
0.55 ⎠
⎝
Fo =
5
6
Fo = 92.09 psi
k= factor del esfuerzo de fatiga
BHN= Dureza Brinel del material
R.
Determinando la carga dinámica.
Fd = F +
0.05ν (bc + f )
0.05ν + bc + f
de Tablas
C = 415
Fd = 42.09 +
0.05(49 )(0.183(415) + (42.09 ))
0.05(49 ) +
(0.183)(415) + (42.09)
Fd = 63.8 psi
Comprobando
Fo ≥ Fd
92.09 ≥ 63.8
Fw ≥ f d
74.65 ≥ 63.8
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 mm3 = 14.49 in3
ρ = 0.100
lb
m3
W DURALUMINIO = ρ * V
⎛
lb
W DURALUMINIO = ⎜⎜ 0.1
in 3
⎝
11.
(
⎞
⎟⎟ 14.49in 3
⎠
)
W DURALUMINIO = 0.657 kg
Obtenemos el volumen total de los materiales A-36
VT = 8476.44 + 16638.6 + 1061.04 + 8398.24
VT = 34574.32mm 3 = 2.10in 3
W A−36 = ρ *V
⎛
lb
W A−36 = ⎜⎜ 0.292
3
in
⎝
(
⎞
⎟⎟ 2.10in 3
⎠
)
W A−36 = 0.6132lb = 0.278kg
12. Adicionando peso de la rotula y el resorte del pie:
WT = W DURALUMINIO + w A−36 + W ROTULA + W RESORTE
WT = 0.657 + 0.278 + 0.31 + 0.31
WT = 1.55kg = 3.428lb
13. Obteniendo los HP.
HP =
Flbn
33000
HP =
(3.42lb )(240rpm )
33000
HP = 2.49 E − 02
R.
Diseño del eje.
1. Determinando reacciones en los apoyos y cargas máximas.
∑M
∑M
A
=0
A
= 90(1.2 ) + 90(9.2 ) − R B (10.462 ) = 0
R B = 89.46kg
∑M
∑M
B
=0
B
= 90(1.262 ) + 90(9.262 ) − R A (10.462 ) = 0
R B = 90.53kg
R.
2. Calcular diámetro de la flecha en sección de valeros.
σ=
32 M MAX
πd 3
despejando d para obtener el diametro
32 M MAX
d =3
πσ
proponiendo un material para la flecha 1020
σ = 60000(0.3) = 18000
lb
in
φ perm = 18000(0.5) = 9000
σ perm
σ = 1265.52
2
kg
cm 2
lb
in 2
lb
= 9000 − 2250 = 6750
in 2
Este resultado es comparado o es menor en el área de engranes por que lleva cuña.
d =3
(32)(112.876)
π (1265.52 )
d balero = 0.9685cm
7
Diseño 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).
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
lb
E = 10.6 E 06
S y = 50 E 03
S o = 70 E 03
in 2
lb
in 2
lb
in 2
σ y = 40000
σ cr = 40 E 03
lb
in 2
L
π 2E
=
r
σ cr
det ermiando el area del elemento.
[(14.04) − (12.48) ] = 32.492in
relación de esbeltez.
π
[(14.04) − (12.48) ] = 716.613in
I=
64
A=
Calculando la 8
π
2
2
4
4
2
4
4
det er min ando el radio
I
r=
A
L (13.65)(12 )
=
4.696
r
r=
716.613
32.492
L
= 34.88
rmin
r = 4.696in
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.
R.
Pcr = π 2
EI
2
L
Pcr = π 2
7.49 E10
186.32 2
P M max C
+
A
I
396.832 12182.75(7.08)
=
+
32.492
716.613
Pcr = 21294262.92 psi
σ max =
σ max
σ max = 132.57 psi
Diseño de columna (interna).
R.
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
lb
E = 10.6 E 06
S y = 50 E 03
S o = 70 E 03
in 2
lb
in 2
lb
in 2
σ y = 40000
σ cr = 40 E 03
lb
in 2
Calculando la 9relación de esbeltez.
π 2E
σ cr
L
=
r
det ermiando el area del elemento.
[(0.125) − (0.1102) ] = 2.733E − 03in
π
[(0.125) − (0.1102) ] = 4.734E − 06in
I=
64
A=
π
2
2
2
4
4
4
4
det er min ando el radio
I
r=
A
L (7.8)(12 )
=
r
0.416
r=
4.7349 E − 06
2.7339 E − 03
L
= 2250
rmin
r = 0.0416in
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.
R.
Empleamos la ecuación de Euler para carga crítica:
Pcr = π 2
EI
2
L
Pcr = π 2
(10.6E 06)(4.73E − 06)
7.82
P M maxC
+
A
I
396.832 6961.598(5.299)
=
+
2.7339
4.73E − 06
Pcr = 8.081 psi
σ max =
σ max
σ max = 9.262 E12 psi
R.
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.
R.
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
corrientes de fuga que podrían dañarle.
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
pueden llevar a la aparición de una elevada tensión sobre el paciente.
Es conclusión, con este esquema el paciente queda introducido en el lazo de
realimentación, pero de modo seguro.
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 podemos despreciar la resistencia a la que está
sometido el paciente y los electrodos.
Diseño del circuito.
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 de voltaje pico. Se utilizará
primero un amplificador diferencial para atenuarla.
A continuación, exponemos las razones de esta selección.
R.
Elección del amplificador.
Para esta etapa estudiamos cuál es el amplificador más adecuado para nuestro
problema.
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 se sitúa en torno a 1mV, mucho menor que los 230V
correspondientes a la red.
Se hace imprescindible que el amplificador permita atenuar, en la medida de lo
posible, la gran componente de señal en modo común, que corresponde al
ruido y no a la señal bioeléctrica.
Amplificador diferencial (A.D.). El razonamiento anterior, demuestra que es
necesario la utilización de este tipo de amplificadores. Amplifica la diferencia de
tensiones existentes entre sus entradas.
Los A.D. son importantes en aplicaciones donde existen señales débiles
contaminadas por diferentes tipos de ruido (como los mencionados en
apartados anteriores). Esto es, exactamente, lo que ocurre en nuestro caso.
Ejemplos de uso:
Transmisión digital a grandes distancias.
Señales de audio.
Electrocardiograma (ECG).
Transductores como las galgas extensiométricas.
Amplificador diferencial.
A continuación, describiremos los cálculos necesarios que corroboran la
elección de este tipo de amplificador.
Problemas. En primer lugar, representamos la fórmula que calcula el valor del
voltaje de interferencia:
(6)
R.
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
ECG el nivel medio es de
1mV.
Vinterf
3.9mV; en cambio, en el
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
común.
es la ganancia en modo común, y
es la tensión en modo
(9)
En la anterior fórmula, Donde
diferencial de entrada.
es la ganancia diferencial, y
es la tensión
R.
Suponemos que se desea que este error, sea de un porcentaje
, es decir, que
Siendo
y
de la señal
.
niveles medios de señales estimados. Se tiene entonces que:
(10)
Si ahora multiplicamos el mismo factor,
obtenemos lo siguiente:
, en el dividendo y divisor,
(11)
Como en el caso del ECG, se requiere una señal de interferencia
decir, debe ser
=1%. Es
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]
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
OP07 se encuentra alimentado con +9V.
9V ya que el
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.
R.
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
dando lugar a una ganancia de
900. Se han
RG2 Figura. 17, de 28
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-
R.
10K . Después tenemos otra etapa de amplificación no diferencial con un
amplificador operacional: OP07. Nos permite controlar:
La ganancia final del sistema, junto a las ganancias ajustables mencionadas en
el párrafo anterior.
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.
Filtro paso bajo se utiliza a la salida del OP07 para eliminar los posibles ruidos
que se han podido originar en esta etapa. Al utilizarse un condensador de 0.47
f, la resistencia para este filtro se ha calculado del siguiente modo:
(15)
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). Como la señal después del filtro paso alto toma valores en torno
al cero, se ha hecho necesario aumentarla para la entrada del
microcontrolador.
En la figura 18 se puede observar el esquema electrónico de éste último
apartado.
Figura: Esquema final para la fase de amplificación de la señal adquirida y
filtrada posteriormente.
R.
Implementación del circuito.
Figura 15: Foto del circuito final.
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 información es preciso
tener en cuenta distintos factores que pueden dar lugar a señales de ruido que
interfieren 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 son el acoplamiento con el paciente, y entre
los conductores y el equipo. También podemos citar otros motivos como la red
o cargas electrostáticas entre otros.
La red, puede llegar a generar hasta 50Hz, siento muy responsable de las
alteraciones del equipo. Tampoco se puede descartar, otros aspectos
bioeléctricos o fisiológicos, como puede ser la respiración, movimiento del
paciente, etc.
Ruido provocado por el interior. En este apartado citaremos la fuente de
alimentación, rizado, la transmisión de la parte digital añade también ruido a la
parte analógica, e incluso el ruido generado por los propios componentes.
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
amplio. Éste se encuentra separado por el aire que proviene de la corriente
eléctrica.
La consecuencia de ello es que se forman dos condensadores por encima y
debajo del paciente de modo que el aire tiene un comportamiento dieléctrico.
La impedancia del cuerpo humano se ha despreciado debido a la baja
resistencia de la piel.
La siguiente ecuación muestra el valor de tensión con respecto a la tierra
producido por el divisor de tensión formado.
(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
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 apantallado;
sin embargo, se degrada la impedancia en modo común, y también, se puede
producir 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
impedancia del amplificador. A ello se debe añadir que las capacidades de
cada 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 con
el conductor interno y sí con la pantalla, así conseguimos que las corrientes
eléctricas de 50Hz deriven a masa evitando su circulación por los cables.
R.
Interferencia inductiva. Causadas por la red eléctrica, conllevan a la aparición
de campos magnéticos variables en el tiempo, induciendo tensiones de 50Hz
proporcionales al bucle formado, según dice la ley de Faraday Lenz:
(4)
Para solventar este problema se utiliza un cable trenzado. Esto permite que
disminuya la superficie de flujo, también debería tenerse en cuenta en la placa
que utilizamos para el sistema.
Potenciales de contacto El hecho de colocar un electrodo en contacto con la
piel a través de un electrolito conlleva a una distribución de cargas entre el
interfaz 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 señal del
ECG. La solución sería fijar bien los electrodos, limpiar la superficie con
alcohol, 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 masa muscular, etc. Para ello debemos respetar los
siguientes puntos: Reposo del paciente, relajación y ambiente adecuado para
estas dos condiciones.
Respiración. Provoca cambios de amplitud que alteran el registro del ECG.
Cargas electrostáticas. Causadas por la circulación sanguínea, provocan
alteraciones en la línea e incluso saturaciones en los amplificadores.
Fuentes internas de ruido. Causadas por la fuente de alimentación y los
propios 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 seguridad del paciente.
Los fabricantes de los componentes deben asegurar una relación de rechazo
frente a grandes variaciones de tensión de la alimentación.
Componentes eléctricos. Es importante la calidad de los componentes para
las primeras etapas que son las más delicadas. Por ejemplo, las resistencias
pueden provocar un ruido:
R.
(5)
donde
. T= Temperatura (K). R= . Una forma de
eliminar el ruido es utilizando filtros que quitan la contaminación de la señal.
Componentes eléctricos. La corriente que circula por el cuerpo humano
depende de los siguientes factores:
Magnitud de la corriente que circula.
Frecuencia.
Duración del paso de la corriente.
Variabilidad de la superficie a zonas interiores.
Los valores de dichas corrientes deben estar entre los estándares (entre 0.510mA), pues a superiores a estos podrían provocar contracciones involuntarias
de los músculos, asfixia, etc.
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 de la señal bioeléctrica entre el interior del cuerpo y nuestro sistema de
medida.
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. Estos
instrumentos deben cumplir con las ciertas características, destacamos:
Transformar corrientes con poca pérdida de información.
Higiénicos.
No produzca efectos secundarios en el paciente.
Baja impedancia.
Potencial de contacto estable y pequeño.
Duradero en el tiempo.
Figura 10: a) Electrodos de ventosa, b) Electrodos de pinza, c)
Electrodos desechables.
R.
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.
ESIME AZCAPOTZALCO
GENERACION 2004
ANALISIS DE DISEÑO DE PROTESIS
DISEÑO MECANICO, DINAMICO Y ELECTRÓNICO
En este capitulo trataremos
todos los costos obtenidos en la
realización de la prótesis
mioeléctrica;
asi como el analisis
En este
capitulo trataremos
de las partes de este,
todode
s losalgunas
costos obtenidos
en laen
realización
de a
la su
prótesis
cuanto
estudio
mioeléctrica; asi como el
económico
de
analisis
de algunas de
lasacuerdo a su
proceso
de
realización.
partes
de este, en
cuanto
a su
estudio
de acuerdose conocerán
Asíeconómico
como también
a su proceso de realización.
diversas
formas
de identificar los
Así como
también
se
conocostos.
cerán diversas formas de
identificar los costos.
R.
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.
R.
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.
R.
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
Tornillo allen cabeza conica 1/8” X ¼”
Opresor allen 1/8” X ¼”
Tornillo 1/8” X 2”
Rotula cuerda interna 3/8”
Valeros
Moto – reductor 12 v. D.C.
Solera de aluminio 6064 – T6, e =
1/8”,
l = 30 cm.
Tubo de aluminio 6064 – T6, e = 1/8”,
l = 25 cm., d = 1 ¾”
Bloque de aluminio 6064 – T6, 6 X 16
cm
Cool-rooll l = 16 cm, d = ¼”.
Nylamid (barra) l = 5cm. d = 1 ¾”
Barra de Latón d =1”, l = 6 cm.
Fuente de 24 v. 2.2 Ahr Portalack
Bateria recargable.
Cantidad
8
4
2
1
3
2
1
Precio
$ 4.00
$ 2.00
$ 4.00
$ 350.00
$ 100.00
$ 160.00
$ 50.00
1
$ 50.00
2
$ 100.00
1
1
1
2
$ 10.00
$ 20.00
$ 25.00
$ 800.00
Total:
$1,675.00
Nota: costo del alargamiento de la flecha del motor: $300
COSTO TOTAL DE ASPECTOS MECANICOS: $1,975.00
R.
ASPECTOS ELECTRONICOS
Material
Amplificadores
Resitencias
Capacitores
Diodos
Transistores
Swichs
Amplificadores Oper.
Sockets
Push Button
Micro swich
Pila de relog
Silicon
Pasa Cables
Cable
Leds
Grapas
Cantidad
20
6
10
6
2
2
3
2
1
1
1
1
3 mtrs.
2
15
Total
Precio
$ 7.00
$72.00
$10.00
$90.00
$30.00
$200.00
$ 90.00
$ 12.00
$ 6.00
$ 20.00
$ 50.00
$ 70.00
$ 6.00
$ 2.00
$ 30.00
$ 785.00
COSTO TOTAL DE ASPECTOS ELECTRONICOS: $785.00
MODELADO DEL PIE
Material
Vendas de yeso
Yeso Dental (soporta compresión de 390 Kg/cm)
Vaselina sólida
Plastilina
Agua
Espátula
Brocha de ½”
Goma de Caucho 490 C/Catalizador
Resina P.A. C/Catalizador
Hule Latex
Lijas Mediana y Fina (para madera)
Costo Total:
Cantidad
1
2 Kg
1/4
2 Barras
2l
1
1
3 Kg
1 Kg
1l
1 c/u
Precio
$ 22.00
$ 60.00
$ 5.00
$ 8.00
$ 10.00
$ 8.00
$ 450.00
$ 27.00
$ 24.50
$ 10.00
$ 624.50
COSTO TOTAL DEL MATERIAL DELMODELADO DEL PIE: $624.00
R.
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
Fresa
Taladro
Total
Tiempo (min.)
45
10
IMPORTE (PESOS)
$ 250.00
$ 80.00
$ 330.00
R.
COSTO DE MAQUINADO.
Costo del Material:
$ 90
Costo Total de la pieza: $ 420.00
Base de sujeción der. Para motor.
COSTO DE MAQUINADO.
MÁQUINAS
Fresa
Taladro
Total
Costo del Material:
Tiempo (min.)
90
10
IMPORTE (PESOS)
$ 600.00
$ 80.00
$ 580.00
$240.00
R.
Suplemento tibial de ajuste
COSTO DE MAQUINADO.
MÁQUINAS
Torno
Taladro
Total
Tiempo (min.)
30
20
IMPORTE (PESOS)
$ 250.00
$ 160.00
$ 310.00
Costo del Material: $120.00
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
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.
R.
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.
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.
R.
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
R.
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
R.
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.
R.
R.
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
•
•
•
R.
Durante un ascens
calentamiento en e
unidad se enfríe.
calentamiento cau
servicio para su co
No exponer los
vibraciones mecán
Evite la introducció
del sistema. Si a
líquido, secar de
servicio por 1 Hr y
• Cuando la prótesis
puede producir u
recomendamos qu
proceso de carga.
Respetar los plazos
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.
6.
Articulación
•
Temperatu
•
Peso de la
•
Angulo de
•
Motor DC
Voltaje de sumin
Corriente de Con
Momento de giro
• Cargador
Tensión de Funcio
Frecuencia de Fu
Tiempo de Carga
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
Ing. Robótica Industrial, ESIME Azc.
R.
La garantía es aplic
condiciones previstas
Se garantiza un alto n
García Fabila Vladimir, García Vázquez Marcos, Hernàndez García Karen. 2004
de rodilla G3HR, con
realización de las ins
mantengan los plaz
Recomendaciones de
Verifique si el pacient
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:
Un par de electrodos
los impulsos eléctricos
amplificados dentro d
transmitida ala unidad
del movimiento necesa
La amortiguación de la
por un muelle el cual
pierna ayudando al mo
La regulación de la fas
tiempo real para cons
pantorrilla durante la m
El sistema electrónico
alojado en la memoria
medición y regulación.
Querétaro: (044) 55-13014068 (línea Directa)
México: (044) 55-11364497 (línea Directa)
La G3HR es una articulac
siguientes piezas:
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
R.
•
•
•
•
a) Para la extensión de la pierna:
Como tenemos a
broche, hay que te
Lubricar la piel, sin
Una vez absorbida
para cubrir el área
Colocar la membra
final mediante la vá
______________________
3.3
COLOCAC
ALIMENTA
Esta batería tiene una
•
•
b) Para la contracción de la pierna:
•
Montar la batería e
Insertar el conec
conexión.
Una vez descarga
recomienda re-carg
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.
La G3HR cuenta con u
de tubo, un cargador, e
Para elegir la longitud
la pierna lateralmente,
• Tomar la medida d
= del suelo al apoyo ro
El modo de operación
R.
•
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.
eléctricos generados p
conocer las zonas de to
Como su funcionamie
pierna, los electrodos s
El cuadriceps, músculo
13 cm de la rodilla
músculos que conform
Para este caso en part
_____________________________________________________
_
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.
El Femoral, músculo po
15 y 18 cm de la rodil
(entrepierna).
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.
Problema
La Prótesis
no funciona
Cone
Desc
Cable
Alime
Daña
___________________________________________________________
_
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.
Caus
Falta
Ruidos
Anormales
Desgaste
excesivo
R.
Cab
Alim
Dañ
Inte
Frec
Elev
en
(nor
clim
año
RUIDOS CONSIDER
R.

Diseño de Prótesis Mioeléctrica

Transcripción

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