PAN AMERICAN HEALTH CARE EXCHANGES – PAHCE. CONFERENCE, WORKSHOPS, AND EXHIBITS. COOPERATION / LINKAGES. INTERCAMBIOS DE CUIDADO MÉDICO PANAMERICANOS. CONFERENCIA, TALLERES Y EXHIBICIONES. COOPERACIÓN / ENLACES.
Diseño Conceptual de una Prótesis Policéntrica de Rodilla para Amputados Transfemorales en Venezuela Conceptual Design of a Polycentric Knee Prosthesis for Transfemoral Amputees in Venezuela Belkys T. Amador1, 2, Rafael R. Torrealba1, Miembro, IEEE, Carmen M. Müller-Karger1 1
2
Grupo de Biomecánica, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela Núcleo de Diseño Mecánico, Universidad Nacional Experimental del Táchira, Edo. Táchira, Venezuela Email:
[email protected]; Ph. +582129064005, ext.304 II. METODOLOGÍA
Abstract –– This research is aimed to establish the conceptual design of a knee prosthesis for transfemoral amputees in Venezuela. A state-of-the-art review was carried out and interviews with users were performed in order to state the design criteria. Taking these into account, the concept of the prosthetis was based on a voluntary control four-bar linkage prosthetic knee mechanism. This provides stability during the initial contact and stance, as well as ability to initiate voluntary flexion toward late stance before the toe-off. As for the alignment of the prosthesis, the orientation angle on the lower limb was found to be a very important parameter to bear in mind, given its incidence in the location of the instantaneous center of rotation of the mechanism (anterior or posterior) with respect to the ground reaction force vector during walking.
Las principales fuentes de información utilizadas son publicaciones científicas y portales web de casas fabricantes de prótesis. La información se analiza con la finalidad de conocer las prótesis externas de rodilla disponibles comercialmente e identificar las tendencias en las líneas de investigación en el campo de prótesis externas de rodilla.
Keywords –– design criteria, four-bar linkage knee mechanism, gait analysis, ground reaction force vector, knee prosthesis.
B. Identificación de las necesidades de los usuarios.
La metodología empleada para cumplir el objetivo de esta investigación se describe a continuación: A. Revisión del estado del arte.
Para la identificación de las necesidades de los usuarios se empleó como técnica la entrevista [3]. La construcción de esta última se realizó considerando la experiencia de un ortoprotesista calificado, la opinión de algunos de sus pacientes y bibliografía relacionada con el tema. En este sentido, se establecieron seis variables fundamentales que se deben considerar en las prótesis para amputación transfemoral: comodidad, seguridad, estética, funcionalidad, peso del dispositivo y costo. Para la evaluación de estas variables, la entrevista se realizó a 17 pacientes con amputación transfemoral, 14 hombres y 3 mujeres, usuarios de prótesis con más de 6 meses de experiencia y con edades comprendidas entre 18 y 70 años.
I. INTRODUCCIÓN Una prótesis externa es un dispositivo usado para reemplazar total o parcialmente un segmento de un miembro ausente o deficiente [1]. La protetización es indispensable para que un paciente amputado recupere su capacidad e independencia funcional, y con esto, se reintegre a su medio social, familiar, y si es posible, laboral [2]. En el caso particular de la amputación transfemoral se pierde la articulación de rodilla, la cual es fundamental para la estabilidad durante la fase de apoyo del ciclo de marcha, y para permitir la progresión de la pierna durante la fase de balanceo. Este tipo de amputación no es ajena a la realidad venezolana, sus causas se relacionan con patologías con una alta probabilidad de ser cursadas por la población de este país: vasculopatías, neuropatías periféricas, tumores, y lesiones traumatológicas muchas veces producidas por hechos violentos.
C. Establecimiento de las especificaciones de diseño. Se utilizó la metodología de Ulrich y Eppinger para establecer las especificaciones de diseño [3]. En particular, se consideraron los criterios estandarizados para la comparación con otras prótesis en el mercado, y se definieron los valores ideales o aceptables para cada especificación, las cuales se agruparon en indispensables, deseables y convenientes.
En el mercado venezolano se encuentran disponibles diversas prótesis externas de rodilla, pero son en su totalidad productos de importación y sus costos de adquisición y mantenimiento son elevados, lo que las hace poco accesibles a la población afectada. De allí que esta investigación esté orientada hacia el desarrollo de un diseño conceptual para una prótesis de rodilla funcional, de calidad y bajo costo, que sea fabricada de acuerdo a los materiales y procesos de manufactura disponibles en el país, y muy especialmente, en función de las necesidades de los pacientes locales. MARCH 28 - APRIL 1, 2011, RIO DE JANEIRO, BRAZIL 978-1-61284-918-8/11/$26.00 ©2011 IEEE
D. Diseño conceptual de la prótesis. A partir de la revisión del estado del arte y las necesidades de los usuarios, y buscando cumplir las especificaciones de diseño establecidas, se propone un diseño conceptual de la prótesis. En particular, se selecciona 260
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el mecanismo a utilizar, se analiza su estabilidad y configuración sobre la pierna en función de la dirección de la fuerza de reacción del piso sobre éste. Como referencia, se realizaron sendos análisis de marcha en 2 personas sanas, un hombre y una mujer, en el Centro de Análisis de Movimiento de la Universidad Simón Bolívar (CAM-USB). En total se procesaron 20 ciclos de marcha entre ambos sujetos, con el objeto de identificar la dirección del vector fuerza de reacción del piso a lo largo de cada ciclo.
Más en detalle, en general un mecanismo policéntrico de rodilla presenta las siguientes ventajas con relación a uno monocéntrico [4]: Incrementa la estabilidad en el contacto de talón, debido a la posibilidad de ubicar el CIR posterior a la línea de carga. En el caso de la prótesis monocéntrica, el centro de rotación tiene una posición fija y para garantizar la estabilidad es necesario que el amputado aplique un momento de extensión de cadera. A través de la configuración y dimensionamiento del mecanismo policéntrico, se puede controlar la ubicación del CIR en cada fase de la marcha, lo que permite el control voluntario de la pierna, evitando, por ejemplo, que para cierto ángulo de flexión de rodilla, el CIR alcance la línea de carga y se produzca una flexión súbita. Menor gasto de energía para su funcionamiento, debido a la altura del CIR que lo ubica más cerca del lugar donde los músculos están funcionando. Acorta la longitud de la prótesis durante la fase de balanceo, garantizando una distancia pie-suelo adecuada para impedir tropiezos. La investigación realizada por [5], mostró que las rodillas de 4 barras proporcionan, en la fase de balanceo, una distancia piesuelo de 0.9 a 3.2 cm más grande que la correspondiente a las prótesis monocéntricas. La flexión es más anatómica mejorando la cosmética, especialmente importante en la sedestación (flexión a 90°), ya que el mecanismo permite que la pierna se localice detrás del muslo.
III. RESULTADOS A continuación se presentan los resultados obtenidos en esta investigación: A. Revisión del estado del arte. A nivel mundial existen diversas casas que producen prótesis externas de rodilla en el mercado mundial; entre ellas, Otto Bock®, Össur®, Proteor® y Endolite®. De acuerdo a la literatura, éstos mecanismos se clasifican, según el número de ejes, en monocéntricos y policéntricos. En una rodilla monocéntrica, la flexo-extensión se produce alrededor de un eje único, mientras que en una policéntrica, el eje de la articulación se mueve en función del ángulo de flexo-extensión de la rodilla, es decir, existe un centro instantáneo de rotación (CIR). Entre las rodillas policéntricas, típicamente existen mecanismos de 4 y 6 barras. En comparación con las monocéntricas, ambos mecanismos permiten mayor control de la estabilidad durante la fase de apoyo del ciclo de marcha, y garantizan una mayor distancia pie-suelo durante la fase de balanceo. No obstante, en cuanto al mecanismo de 6 barras, aunque posee más variables de diseño que se pueden controlar, del mismo modo implica mayor cantidad de componentes, es decir, una estructura más compleja, que puede relacionarse a un mayor costo y mantenimiento. Por su parte, en un mecanismo de 4 barras, el CIR se localiza en el punto de intersección de las líneas de proyección de las barras anterior y posterior en el plano sagital. La Fig. 1 muestra un dibujo de un mecanismo policéntrico de 4 barras, allí se puede apreciar la ubicación del CIR en función del ángulo de flexión de la rodilla.
Adicionalmente, Radcliffe introduce una diferenciación entre tres tipos del mecanismo de 4 barras en prótesis de rodilla [6]: Mecanismo con CIR elevado: Se caracteriza por poseer el eslabón anterior de mayor longitud que el eslabón posterior. Esto hace que la localización del CIR sea posterior y elevada, lo que garantiza la estabilidad en el contacto de talón, pero hace que sea muy sensible a pequeños cambios en el ángulo de flexo-extensión. Esto puede ocasionar una flexión súbita y en consecuencia, una caída. En el despegue de punta se requiere un momento de flexión en la cadera para iniciar la flexión de la rodilla. Mecanismo hiperestabilizado: En este caso, la localización del CIR es siempre posterior a la línea de carga, lo que lo hace muy estable durante el contacto de talón, pero por otra parte, con el máximo momento de flexión de cadera ejercido en el despegue de punta, no es posible iniciar la flexión de rodilla. Mecanismo de control voluntario: Se caracteriza por poseer el eslabón anterior de menor longitud que el eslabón posterior. El CIR se ubica en la zona de estabilidad de la rodilla tanto en el contacto de talón como en el despegue de punta, lo que garantiza un
CIR 0º de flexión 5º ENCAJE
10º 15º 20º 30º
Barra posterior
Barra anterior
FLEXIÓN DE RODILLA SECCIÓN DE TOBILLO
Fig. 1. Mecanismo policéntrico de cuatro barras
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control voluntario sobre la prótesis. El amputado debe aplicar un momento de extensión de cadera durante el contacto de talón y un momento de flexión para iniciar la flexión de la rodilla hacia el despegue de punta.
y el costo, asociado a la inversión requerida para el acceso al dispositivo. TABLA 1 IMPORTANCIA DE LAS VARIABLES DE DISENO
Las casas fabricantes también han desarrollado prótesis inteligentes, las cuales son sistemas de articulación de rodilla controladas por un microprocesador a bordo. Estas prótesis poseen un conjunto de sensores que capturan los datos de marcha, los cuales son analizados por el microprocesador interno y comparados con algoritmos de control que permiten anticipar el próximo movimiento y ajustar la señal de control en consecuencia [7]. Entre las rodillas inteligentes se encuentran las pasivas y las activas. Las pasivas se caracterizan por controlar la disipación de energía en la articulación; entre ellas se cuentan la C-Leg® (Otto Bock) y la Rheo-Knee® (Össur). Las prótesis activas, aparte de controlar la disipación de energía en la articulación, también la entregan; comercialmente existe la Power Knee® (Össur).
Comodidad Seguridad Estética Funcionalidad Peso Costo
Indiferente 0 0 11 0 4 0
(0%) (0%) (64.7%) (0%) (23.5%) (0%)
Aunque para el 100% de los pacientes la comodidad es muy importante (ver Tabla 1), ellos no asocian esta variable a la rodilla sino al encaje de la prótesis, el cual es la conexión del paciente con la prótesis, donde se aloja el muñón del miembro amputado. Asimismo, en la Tabla 2 se puede observar que el 65% de los pacientes entrevistados espera que su prótesis lo asista durante sus actividades diarias, para cubrir distancias cortas en espacios exteriores con comodidad y seguridad, salvando algunos obstáculos.
Con respecto al diseño de prótesis externas de rodilla es importante resaltar que el mayor avance lo ostentan las grandes casas fabricantes, quienes guardan los resultados claves de sus proyectos de investigación y desarrollo (I+D). No obstante, hay que mencionar que, además de la información oficial ofrecida por estas casas fabricantes sobre sus productos (orientada a la comercialización), también existe un importante número de publicaciones científicas asociadas al diseño y pruebas de algunos prototipos de rodillas protésicas. Entre estas publicaciones se incluyen algunos trabajos motivados por la limitación socio-económica que se encuentra de manera reiterada, por parte de muchos usuarios para acceder a prótesis de costo medio o elevado. Algunos trabajos en esta dirección son los adelantados por Andrysek y sus colaboradores, orientados al desarrollo de una prótesis mecánica monocéntrica que restaure la marcha natural del paciente, empleando para ello innovaciones en el control de la fase de apoyo [8], [9]. De manera similar, el Grupo de Biomecánica de la Universidad Simón Bolívar tiene como propósito el desarrollo de una prótesis modular de miembro inferior completa, y en este sentido, ha realizado varios trabajos en el diseño de los diferentes dispositivos que conformaran esta prótesis [10], [11].
TABLA 2 GRADO DE MOVILIDAD DE LOS PACIENTES
Lo que el paciente espera de la prótesis respecto a la movilidad Nivel alto de seguridad, empleo para recorrido de distancias cortas Apoyo durante actividades diarias y para superar obstáculos (bordillos, superficies desniveladas) Apoyo dinámico en todas las actividades, cambio de velocidades de marcha Apoyo dinámico, libertad de movimiento, alta actividad
Cantidad de pacientes 2
% 11.8
11
64.7
3
17.6
1
5.9
C. Establecimiento de las especificaciones de diseño. Luego de considerar las necesidades señaladas por los pacientes, la información de prótesis comerciales y los requerimientos básicos de diseño de este tipo de producto, se establecieron las siguientes especificaciones: Indispensables: - El comportamiento del mecanismo de la prótesis a utilizar debe asemejarse al de una rodilla sana en la mayor medida posible. - El grado de movilidad de la prótesis debe corresponder a un grado de movilidad 2 en la escala Medicare Functional Classification Level (MFCL) [12]. - El ángulo máximo de flexión de la rodilla debe ser al menos de 110°. - Como valor nominal para el diseño se considerará una carga máxima de 120% del peso corporal del usuario de la prótesis, tomando en cuenta además un factor de seguridad de 2.5.
B. Identificación de las necesidades de los usuarios. En la Tabla 1 se presentan los resultados de las entrevistas realizadas a los pacientes. Las variables a las cuales los pacientes le otorgan mayor importancia son la seguridad que ofrezca la prótesis durante el apoyo; la funcionalidad, haciendo énfasis en que debe asemejarse al comportamiento de una articulación sana, es decir, ofrecer control de la flexión y seguridad en la fase de apoyo, así como tener asistencia en la extensión en la fase de balanceo; MARCH 28 - APRIL 1, 2011, RIO DE JANEIRO, BRAZIL
Muy Importante Importante Cantidad de pacientes 17 (100%) 0 (0%) 15 (88.2%) 2 (11.8%) 4 (23.5%) 2 (11.8%) 15 (88.2%) 2 (11.8%) 3 (17.6%) 10 (58.8%) 12 (70.6%) 5 (29.4%)
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Deseables: - La prótesis soporte las cargas asociadas a una persona de 100 kg de peso corporal durante la marcha. - Los materiales a utilizar sean resistentes a la corrosión y oxidación, de fácil maquinado y soldabilidad, y se encuentren a nivel local. - Los procesos de manufactura a emplear sean convencionales, como maquinado, uniones apernadas, soldadas, etc. Convenientes: - La prótesis de rodilla no pese más de 1 kg. - La prótesis sea modular, para facilitar su ensamblaje a otros componentes protésicos.
paciente amputado a través de la aplicación de momentos de flexión o extensión de cadera. Posterior Anterior
CIR
Muslo Eslabón 3 (ternario) Eslabón 4 (binario)
Eslabón 2 (binario)
Junta de pasador
Pierna
D. Diseño conceptual de la prótesis.
Fig. 2. Mecanismo policéntrico de 4 barras de control voluntario.
Debido a la necesidad de desarrollar una prótesis de costo accesible, se trabajará en el diseño de una prótesis mecánica, ya que las prótesis inteligentes requieren una importante inversión de recursos en I+D para su desarrollo. Asimismo, las necesidades planteadas por los pacientes en relación a que la prótesis posea un comportamiento semejante al de una rodilla sana, y además ofrezca seguridad en el apoyo, orientan a la selección de un mecanismo policéntrico de 4 barras. Esto, ya que permite, gracias a la ubicación del CIR, movimientos de rotación y traslación durante la flexo-extensión de la rodilla, garantizando el control de la estabilidad en la fase de apoyo así como la flexión voluntaria y segura antes de iniciar la fase de balanceo.
En una prótesis monocéntrica, para que el eje de la articulación de rodilla sea forzado a la extensión completa y se garantice la estabilidad durante el contacto de talón, la línea de carga debe pasar por delante del centro de la rodilla. Del mismo modo, para que la rodilla flexione, la línea de carga debe pasar por detrás del centro de la rodilla. En ambos casos, para lograr el comportamiento deseado se deben aplicar momentos de cadera. Por su parte, en el mecanismo policéntrico, después del contacto de talón y durante la respuesta a la carga, la localización del CIR debe ser posterior a la línea de carga para garantizar la estabilidad de la rodilla. Luego, durante la flexión, la localización del CIR debe ser anterior para el inicio de la flexión voluntaria durante el apoyo terminal y el prebalanceo, antes del despegue de punta. En la Fig. 3 se puede observar el diagrama de estabilidad para el mecanismo propuesto de control voluntario. La línea de carga se localiza delante del CIR de la rodilla durante el contacto de talón y detrás del CIR durante el despegue de punta; en la imagen del centro se muestra la superposición de los dos eventos descritos, y se resalta la zona de estabilidad. Esta es la zona donde el CIR puede ser localizado con la prótesis en completa extensión, para mantenerla estable durante el contacto de talón y respuesta a la carga, y al mismo tiempo, tener facilidad para iniciar la flexión voluntaria antes del despegue de punta [6].
El mecanismo de la prótesis: El mecanismo estará conformado por 4 eslabones rígidos, dos binarios (con dos nodos) y dos ternarios (con tres nodos). Los eslabones binarios unen los diferentes eslabones del mecanismo entre sí, mientras los eslabones ternarios unen el mecanismo al resto de la prótesis. Para ilustrar mejor el concepto, en la Fig. 2 se muestra un dibujo esquemático de un mecanismo policéntrico de 4 barras de control voluntario. De allí que el eslabón anterior sea de menor longitud que el eslabón posterior. La prótesis de rodilla se conformará por dos mecanismos bidimensionales como el mostrado en la Fig. 2, acoplados por medio de los eslabones ternarios en planos paralelos.
Configuración del mecanismo sobre la pierna: De la Fig. 3 se puede apreciar que, con miras a ofrecer estabilidad en el apoyo inicial luego del contacto de talón, y facilidad de flexión del mecanismo previa al despegue de punta, es fundamental la ubicación adecuada del CIR del mecanismo con relación a la línea de carga. No obstante, la ubicación del CIR no sólo depende de las dimensiones de los eslabones del mecanismo, si no además, de la orientación de éste sobre la pierna. En este sentido, para definir dicha orientación se introdujo el ángulo α como se muestra en la Fig. 4.
Análisis de estabilidad del mecanismo: La dirección de la línea de carga vista en el plano sagital está directamente relacionada con la estabilidad ofrecida por una prótesis de rodilla al caminar. La línea de carga es definida por la dirección de la fuerza de reacción del piso (FRP), que aparece como respuesta a la acción de la fuerza que ejerce la persona sobre éste al caminar. Por otra parte, la orientación de la línea de carga puede ser controlada por el MARCH 28 - APRIL 1, 2011, RIO DE JANEIRO, BRAZIL
Eslabón 1 (ternario)
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IV. DISCUSIÓN Fuerza y momento de flexión en articulación de cadera
Fuerza y momento de extensión en articulación de cadera
Los altos costos de adquisición y mantenimiento de las prótesis disponibles en el mercado las hacen inaccesibles para una gran parte de la población afectada. Esta realidad sustenta la necesidad de desarrollar prótesis funcionales, que sean al mismo tiempo económicamente accesibles para la población, y que cubran además sus necesidades específicas. Estas necesidades, en el caso de la población venezolana, apuntan al desarrollo de una prótesis mecánica que garantice funcionalidad, seguridad y bajo costo, de acuerdo a la opinión de los pacientes entrevistados. El análisis de estas variables permitió seleccionar el mecanismo policéntrico sobre el monocéntrico, puesto que a nivel de funcionalidad y seguridad presenta ventajas producto de los movimientos de rotación y traslación que realiza durante la flexión, lo que lo asemeja al funcionamiento de una articulación sana. La variable de costo fue determinante para la selección de una prótesis mecánica sobre una inteligente, las cuales, como ya fue descrito, requieren alta inversión de recursos en I+D.
Zona de estabilidad Línea de carga anterior al CIR de rodilla
Contacto de talón
Línea de carga posterior al CIR de rodilla
Superposición
Despegue de punta
Fig. 3. Diagrama de estabilidad del mecanismo policéntrico de 4 barras de control voluntario.
Con el objeto de estudiar la estabilidad del mecanismo de rodilla determinando la localización del CIR con relación a la dirección de la línea de carga, se realizó un análisis de marcha a 2 sujetos de prueba en el CAM-USB. Haciendo uso del software Cortex® (Motion Analysis), se pudo visualizar la línea de carga definida por las 3 componentes del vector FRP: vertical, medio-lateral, y antero-posterior, durante la fase de apoyo de 20 ciclos de marcha [13]. De este análisis se puede apreciar el comportamiento real del la línea de carga con relación al eje de la articulación de rodilla, o CIR, en el caso de un mecanismo policéntrico. En la Fig. 5 se observa, por ejemplo, cómo justo antes del despegue de talón la línea del vector FRP pasa por delante de la articulación de rodilla (ver recuadro ampliado). En este caso, la FRP está bloqueando la rodilla y es necesario un momento flector de cadera para iniciar la flexión (de rodilla) hacia el pre-balanceo. No obstante, dependiendo de las dimensiones y el ángulo α de un mecanismo policéntrico, para este instante la FRP pudiera ubicarse por detrás del CIR, favoreciendo la flexión de rodilla y minimizando el momento requerido en la cadera.
Vector FRP
Fig. 5. Análisis de marcha mostrando el vector FRP durante la fase de apoyo del ciclo de marcha
En cuanto al grado de movilidad se consideraron los resultados de las entrevistas, las cuales mostraron que la mayor parte de los pacientes entrevistados poseen un grado de movilidad MFCL2. Este grado implica que la persona tiene la capacidad, o al menos el potencial para la deambulación con posibilidad de atravesar barreras de bajo nivel, tales como bordillos, escaleras, o superficies irregulares. Es decir, un desempeño típico de ambuladores limitados en espacios exteriores [12]. Respecto al ángulo máximo de flexión seleccionado para la prótesis, 110°, éste se considera óptimo tomando en cuenta que el movimiento normal de la rodilla durante la marcha transcurre en un rango de 0º a 70º. Un ángulo de 60º asegura una holgura suficiente del pie con el suelo durante el avance de la pierna en balanceo [2]. Asimismo, 110° son suficientes para garantizar la sedestación. El peso del usuario de la prótesis
α
Fig. 4. Configuración de la prótesis sobre la pierna.
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es una especificación de diseño que tiene una influencia directa en las cargas dinámicas que se generan durante la marcha; de allí que se haya trabajado considerando la antropometría del venezolano adulto, con una media de peso de 100 kg. Otra especificación relevante es el peso de la prótesis, por lo que es imperativo trabajar con materiales que garanticen una adecuada relación peso-resistencia. Cabe destacar que las prótesis mecánicas comerciales oscilan entre 0.29 kg –una monocéntrica sencilla- y 1.30 kg – algunas policéntricas con actuador hidráulico-. Se busca entonces desarrollar una prótesis cuyo peso no supere 1 kg. De los mecanismos policéntricos señalados en [6], se selecciona el de control voluntario básicamente en función del grado de movilidad MFCL2 establecido en las especificaciones de diseño. Éste permite control total de la estabilidad de la rodilla en la fase de apoyo, en combinación con ciertos momentos de cadera aplicados por el usuario. Por otra parte, la orientación del mecanismo sobre la pierna es una variable muy importante que tiene relación directa con la estabilidad en la fase de apoyo. Esta variable definida como el ángulo de rotación α, incide directamente sobre la posición del CIR del mecanismo con relación a la línea de carga. En este sentido, la Fig. 5 pone en evidencia la ventaja de utilizar el análisis de marcha como herramienta para el diseño del dispositivo de rodilla presentado en este trabajo. Partiendo del estudio de la dirección del FRP en los análisis de marcha realizados y la ubicación del CIR de la prótesis, anterior o posterior a éste, en función del ángulo de flexoextensión de la rodilla, es posible dimensionar los eslabones de la prótesis, así como el ángulo α de orientación de esta última sobre la pierna. Esto se realizará por medio de la simulación del mecanismo a lo largo del ciclo de marcha, modificando estas variables en superposición con la línea de carga definida por los análisis de marcha realizados.
simulación del comportamiento del mecanismo a lo largo del ciclo de marcha, en relación con la línea de carga definida a partir de análisis de marcha. AGRADECIMIENTOS Los autores desean expresar un especial agradecimiento al orto-protesista Fernando Carvalho y a sus pacientes por el apoyo brindado para la realización de esta investigación. REFERENCIAS [1] Viladot, R., Cohi, O. y Clavell, S., “Ortesis y Prótesis del Aparato Locomotor. 2.2. Extremidad Inferior”, Barcelona: Editorial Masson, 1989. [2] Sánchez, J., Prat, J., Hoyos, J., Viosca, E., Soler, C., Comín, M., Lafuente, R., Cortés, A. y Vera, P., “Biomecánica de la marcha humana normal y patológica”, Valencia, España: Instituto de Biomecánica de Valencia (IBV), 2005. [3] Ulrich, K. y Eppinger, S., “Diseño y Desarrollo de Productos” (Tercera edición), México: McGraw-Hill Interamericana editores, S.A., 2004. [4] DAW Industries, “Technical Report on the TGK-5PS0SLK, TGK-5PS0 and the TGK-50S0 PC Knee Units”, Department of Research and Development, 1997. [5] Gard, S., Childress, D. y Uellendahi, J., “The Influence of fourbar linkage knees on prosthetic swing-phase floor clearance”, Journal of Prosthetics and Orthotics, vol. 8, no. 2, pp. 34-40, 1996. [6] Radcliffe, C. W., “Four-bar linkage prosthetic knee mechanisms: kinematics, alignment and prescription criteria”, Prosthetics and Orthotics, vol.18, pp. 159-173, 1994. [7] Torrealba, R. R., Pérez-D’Arpino, C., Cappelletto, J., FermínLeón, L., Fernández-López, G. y Grieco, J. C., “Through the development of a biomechatronic knee prosthesis for transfemoral amputees: mechanical design and manufacture, human gait characterization, intelligent control strategies and tests”, IEEE Proceedings of the International Conference on Robotics and Automation ICRA2010, Anchorage, Alaska-USA, May 3-8, pp. 2934-2939, 2010. [8] Harrison, D., Andrysek, J. y Cleghorn, W., “Feasibility and design of a low-cost prosthetic knee joint using a compliant member for stance-phase control”, Proceedings of the 2010 Design of Medical Devices Conference DMD2010, Minneapolis, Minnesota-USA, April 13-15, pp. 1-8, 2010. [9] Andrysek, J., Redekop, S. y Naumann, S., “Preliminary Evaluation of an Automatically Stance-Phase Controlled Pediatric Prosthetic Knee Joint Using Quantitative Gait Analysis”, Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, vol. 88, no. 4, pp. 464-470, 2007. [10] Figueroa, R. y Müller-Karger, C. M., “Using FE for dynamic energy return analysis of prosthetic feet during design process”, Proceedings of the 25th Southern Biomedical Engineering Conference 2009, pp. 289-292, 2009. [11] Torrealba, R. R. y Müller-Karger, C. M., “Low-cost kit of plastic modular adaptors for external transtibial prostheses”, Transactions of the ASME Journal of Medical Devices (aceptado para publicación). [12 ] Hafner, B. y Smith, D., “Differences in function and safety between Medicare Functional Classification Level -2 and -3 transfemoral amputees and influence of prosthetic knee joint control”, Journal of Rehabilitation Research and Development, vol. 46, no. 3, 417 (17 pages), 2009. [13] Racic, V., Pavic, A. y Brownjohn, J. M. W., “Experimental identification and analytical modelling of human walking forces: Literature review”, Journal of Sound and Vibration, vol. 326, pp. 1–49, 2009.
V. CONCLUSIÓN Para los pacientes amputados, seguridad, funcionalidad y costo son las variables de mayor importancia en una prótesis de rodilla. En ese sentido, un mecanismo que posea un comportamiento semejante al de una rodilla sana, que permita un ángulo de flexión de hasta 110°, posea un peso inferior a 1 kg, se dirija a pacientes con un peso máximo de 100 kg y con un grado de movilidad 2, son algunas de las especificaciones de diseño propuestas. Considerando las necesidades de los pacientes y las especificaciones de diseño establecidas, se seleccionó para la prótesis el mecanismo policéntrico de 4 barras de control voluntario, que permite estabilidad en el contacto de talón y durante la respuesta a la carga, así como habilidad para iniciar la flexión voluntaria antes del despegue de punta. La orientación del mecanismo sobre la pierna es una variable que requiere especial atención, debido a su incidencia sobre la posición del CIR del mecanismo con relación a la línea de carga. El dimensionamiento de los eslabones de la prótesis y la orientación de la misma sobre la pierna se apoyará en la MARCH 28 - APRIL 1, 2011, RIO DE JANEIRO, BRAZIL
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