Principios biomecánicos para la supresión del temblor por medios ortésicos

UNIVERSIDAD POLITÉCNICA DE VALENCIA Departamento de Ingeniería Mecánica y de Materiales Instituto de Biomecánica de Valencia Principios biomecánicos para la supresión del temblor por medios ortésicos Tesis Doctoral Autor: Juan Manuel Belda Lois Directores: Carlos Atienza Vicente Jaime Prat Pastor Juan Víctor Hoyos Fuentes Valencia 2009 A Inma y a Alejandro a mis padres y mi hermana Agradecimientos Mi primer agradecimiento es para todas las personas con temblor que han participado voluntariamente en el estudio. Inevitablemente esperaban más de lo que podemos ofrecerles. Esta tesis no podía haber sido hecha sin el esfuerzo de mucha gente que ha participado en la realización de su trabajo. Quisiera agradecer a todas las personas del Instituto de Biomecánica de Valencia que han participado en el proyecto de uno u otro modo, son tantos, que poner sus nombres conduciría a algún olvido. Sí quisiera destacar a los que dedicaron su esfuerzo a la realización de medidas: María José Vivas, David Garrido, Ana Martínez y José Ramón Ruiz. Hubo otros centros que colaboraron estrechamente con el Instituto de Biomecánica de Valencia en el trabajo que ha conducido a esta tesis. Quisiera agradecer la colaboración obtenida por parte de Ascensión Castillo del Hospital General Universitario de Valencia, Eduardo Rocón del Insituto de Automática Industrial y Rui Loureiro del departamento de cibernética de la Universidad de Reading. Realizar una tesis implica disponer de unas personas que enfoquen el trabajo y corrijan una tras otra, todas las versiones, lo que finalmente lleva a un documento que puede ser leído, por ello quiero agradecer a mis directores de Tesis el trabajo que han realizado dirigiendo esta tesis. El haber podido realizar esta tesis ha sido el fruto de años de trabajo en el Instituto de Biomecánica de Valencia donde me he dedicado a aspectos de valoración funcional y de ayudas técnicas para personas con discapacidad. Quisiera agradecer a todas las personas con las que he colaborado en lo que ahora son las secciones de Valoración Funcional y de Tecnologías para la Autonomía Personal todo lo que he aprendido de ellas. Muchas de ellas, que empezaron siendo únicamente compañeros de trabajo, además ahora son amigos, lo que le ha dado a mi trabajo un valor añadido muy importante. Resumen El temblor es una oscilación rítmica involuntaria de una parte del cuerpo. Aunque todas las personas tenemos una pequeña componente del temblor, existen patologías con temblores muy discapacitantes. Los temblores patológicos son el trastorno del movimiento más frecuente y en muchos casos son resistentes a los tratamientos habituales —farmacológicos o quirúrgicos—. La existencia de ortesis para la supresión del temblor puede ser una alternativa a los tratamientos establecidos en aquellos casos en que éstos no son eficaces o el paciente los rechaza. En el diseño de ortesis para la supresión del temblor es necesario tener en cuenta, además de los principios ortésicos comúnmente establecidos, otra serie de factores debidos al carácter intrínsecamente dinámico del temblor. Estos factores se han resumido en tres principios: 1. Restringir el desplazamiento relativo entre apoyos de segmentos corporales consecutivos para aumentar la rigidez dinámica efectiva de los contactos ortesis–segmento corporal. 2. Aumentar la presión de contacto de los apoyos de la ortesis (con respecto a las ortesis convencionales) con el objeto de aumentar la rigidez dinámica efectiva de los contactos ortesis–segmento corporal. 3. Diseñar los apoyos de las ortesis de modo que el contacto con el segmento corporal se realice en tres puntos no alineados del segmento con el objeto de garantizar la alineación ortesis–segmento corporal. Además, se ha caracterizado el temblor patológico para conocer de qué modo sus parámetros dinámicos se relacionan con la severi- dad del temblor y para estimar los esfuerzos articulares asociados al movimiento tembloroso. Con todo ello se han diseñado y construido dos ortesis de miembro superior para la supresión del temblor patológico. Una de las ortesis está accionada mediante motores de corriente continua y controla los movimientos de flexoextensión del codo, flexoextensión de la muñeca y pronosupinación del antebrazo. La otra ortesis utiliza un amortiguador lineal construido mediante fluidos magnetorreológicos. Ambas ortesis se han provado con pacientes reales. los resultados de los ensayos muestran una reducción efectiva del temblor para potencias asociadas de temblor por encima de un umbral que dependen de las características de la ortesis. Cuando las ortesis funcionan como amortiguadores viscosos, pierden eficacia para los temblores más severos. Cuando funcionan como filtro de rechazo de banda la eficacia parece aumentar con la severidad del temblor. Los resultados demuestran que los principios biomecánicos obtenidos son efectivos para el diseño de ortesis de supresión del temblor, si bien la eficiencia final de la ortesis depende de las características físicas del elemento activo incorporado. Resum La tremolor és una oscil·lació rítmica involuntària d’una part del cos. Encara que totes les persones tenim una xicoteta component de la tremolor, hi ha patologies amb tremolors molt discapacitants. Els tremolors patològics són el trastorn del moviment més freqüent i en molts casos són resistents als tractaments habituals —farmacològics o quirúrgics—. L’existència d’ortesis per a la supressió de la tremolor pot ser una alternativa als tractaments establits en aquells casos en què estos no són eficaços o el pacient els rebutja. En el disseny d’ortesis per a la supressió de la tremolor és necessàri tindre en compte, a més dels principis ortésics comunament establits, una altra sèrie de factors deguts al caràcter intrínsecament dinàmic de la tremolor. Aquestos factors s’han resumit en tres principis: 1. Restringir el desplaçament relatiu entre suports de segments corporals consecutius per a augmentar la rigidesa dinàmica efectiva dels contactes ortesi–segment corporal. 2. Augmentar la pressió de contacte dels suports de l’ortesis (respecte a les ortesis convencionals) amb l’objecte d’augmentar la rigidesa dinàmica efectiva dels contactes ortesi–segment corporal. 3. Dissenyar els suports de les ortesis de manera que el contacte amb el segment corporal es realitze en tres punts no alineats del segment amb l’objecte de garantir l’alineació ortesi–segment corporal. A més, s’ha caracteritzat la tremolor patològica per a conéixer de quina manera els seus paràmetres dinàmics es relacionen amb la severitat de la tremolor i per a estimar els esforços articulares associats al moviment tremolós. 16 ÍNDICE DE FIGURAS 2.8. Alineación del codo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89 2.9. Alineación de la muñeca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90 2.10.Movimiento de pronacion supinación . . . . . . . . . . . . 90 2.11.Ortesis anclada al suelo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92 2.12.Ortesis para llevar puesta. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 2.13.Modelo con el contacto ortesis–segmento corporal. . . . . 97 2.14.Pérdida de efectividad debida a la rigidez del contacto. . . 97 2.15.El efecto de aumentar la rigidez del contacto. . . . . . . . 98 2.16.Pérdida de efectividad debida a desalineamientos. . . . . 99 2.17.Restricción en longitud . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 2.18.Configuración del actuador de DVB . . . . . . . . . . . . . 103 2.19.Actuador del DVB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103 3.1. Relación entre dispersión y pico . . . . . . . . . . . . . . . 113 3.2. Correlacion de las medidas de severidad . . . . . . . . . . 116 3.3. Suavizado de las señales de temblor . . . . . . . . . . . . 118 3.4. Esquema con el diseño del apoyo de la mano . . . . . . . 121 3.5. Primer principio de diseño aplicado al DVB . . . . . . . . 122 3.6. Tercer principio de diseño aplicado al DVB . . . . . . . . 124 3.7. Prototipo final de DVB .....................124 3.8. Diseño de los apoyos del brazo . . . . . . . . . . . . . . . . 126 3.9. Protoipo final de WOTAS ...................128 3.10.Potencia espectral con la ortesis DVB. ...........129 3.11.Señales temporales con la ortesis DVB............130 3.12.Potencia espectral con la ortesis WOTAS. .........131 3.13.Señales temporales con la ortesis WOTAS..........132 3.14.Relación entre la desviación y el pico . . . . . . . . . . . . 134 3.15.Eficacia de las ortesis empleadas . . . . . . . . . . . . . . 135 3.16.Gráficas de severidad rotadas . . . . . . . . . . . . . . . . 139 3.17.Medias marginales de severidad . . . . . . . . . . . . . . . 140 3.18.Reducción teórica del temblor . . . . . . . . . . . . . . . . 143 A.1. Esquema de bloques de la ortesis . . . . . . . . . . . . . . 157 B.1. Diagrama de bloques de un sistema para ponerse . . . . 161 D.1. Estructura del bloque sólido rígido . . . . . . . . . . . . . 166 D.2. Máscara del bloque: sólido rígido . . . . . . . . . . . . . . 166 D.3. Estructura del bloque iniciador . . . . . . . . . . . . . . . 167 D.4. Estructura del bloque terminador . . . . . . . . . . . . . . 167 Índice de tablas 1.1. Clasificación sindrómica del temblor . . . . . . . . . . . . 32 1.2. Características dinámicas del temblor patológico . . . . . 39 2.1. Participantes en la caracterización del temblor . . . . . . 71 2.2. Elección de la instrumentación . . . . . . . . . . . . . . . 73 2.3. Pruebas realizadas para la valoración del temblor . . . . 75 2.4. Parámetros inerciales del modelo biomecánico . . . . . . 82 2.5. Parametrización del modelo biomecánico de antebrazo . . 84 2.6. Perfil de los participantes en la experimentación . . . . . 105 2.7. Resumen de las características de las ortesis . . . . . . . 106 2.8. Conjunto de registros para cada usuario . . . . . . . . . . 107 2.9. Orden de uso de las ortesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108 2.10.Diseño de experimentos para DVB .............108 2.11.Diseño de experimentos para WOTAS ............109 3.1. Resultados de la regresión lineal . . . . . . . . . . . . . . . 112 3.2. Agrupaciones para el cálculo de la severidad objetiva . . 115 3.3. Valores del ajuste para la agrupación máximo . . . . . . . 115 3.4. Valores del ajuste para la agrupación promedio . . . . . . 116 3.5. Características antropométricas . . . . . . . . . . . . . . . 117 3.6. Momentos articulares asociados al temblor . . . . . . . . 118 3.7. Potencias articulares asociadas al temblor . . . . . . . . . 119 3.8. Medias y desviaciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 136 3.9. Pruebas de Kolmogorov–Smirnov . . . . . . . . . . . . . . 136 3.10.Pruebas t–Student . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 137 3.11.Ajustes del polinomio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 137 3.12.Resultados ANOVA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 138 3.13.Pruebas post–hoc . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140 17 Capítulo 1 Introducción Cerrad el corazón a los intrusos. De parte a parte abrid el alma toda. Carlos Marzal «Fuera de mí» La Movement Disorder Society define temblor como una oscilación rítmica involuntaria de una parte del cuerpo [22]. Esta definición trata de excluir dentro de la catalogación del temblor otros trastornos del movimiento que cursan con movimientos involuntarios con un carácter marcadamente menos cíclico. Sin embargo cabe matizar esta definición dado que la oscilación rítmica a que se refiere el temblor se realiza a partir de la posición voluntaria. Cuando el temblor aparece mientras el usuario realiza un movimiento, la oscilación únicamente puede considerarse rítmica con respecto al movimiento voluntario. Todas las personas tenemos en diferente medida alguna componente de temblor que habitualmente pasa desapercibida a simple vista y que requiere de instrumentación específica para ser medida. Es el llamado temblor fisiológico. Sin embargo, existen otras formas patológicas de temblor que pueden llegar a ser enormemente discapacitantes y que con frecuencia son motivo de exclusión social [76]. Estos temblores patológicos son la alteración del movimiento más frecuente en la práctica neurológica y afectan aproximadamente al 3–4 % de la población mayor de 50 años [55]. En definitiva, el temblor es una componente de desajuste del movimiento voluntario que, en condiciones normales, pasa desapercibida y nos permite la realización de tareas de precisión. Los temblores 19 20 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN patológicos alteran nuestro movimiento dificultando la capacidad de realización de tareas. Este trabajo está centrado únicamente en el temblor en los miembros superiores, por ello, siempre que nos refiramos al temblor estaremos hablando del temblor de los miembros superiores a menos que se especifique lo contrario. 1.1. Estado del arte Para el desarrollo de ortesis para la supresión del temblor se requiere de la incorporación de conocimiento de ámbitos muy distintos. Por una parte se requiere conocer los mecanismos que producen el temblor. Por otra parte, el temblor afecta a nuestra capacidad de control sobre la posición y el movimiento, por ello, es necesario conocer los mecanismos implicados en la realización de movimientos controlados. Además, el desarrollo de sistemas ortésicos para la supresión del temblor requiere del conocimiento de las técnicas ortésicas utilizadas. Finalmente, se requiere del conocimiento de otras aproximaciones realizadas por otros autores para la supresión del temblor por medios mecánicos. 1.1.1. Control motor La realización de movimientos por parte de las personas es una actividad de gran complejidad, tanto desde el punto de vista de las estructuras corporales involucradas como en los posibles grados de libertad disponibles para realizar el movimiento. A pesar de ello —o quizás gracias a ello— es sorprendente la regularidad con que las personas hacemos los movimientos, tanto intra–persona —al hacer varias repeticiones de un mismo movimiento— como inter–persona —al hacer el mismo movimiento varias personas—[87]. Este hecho ya fue constatado por Nikolai Bernstein [10] a principios del siglo XX. Bernstein cuestiona la existencia de un sistema jerárquico en el cuerpo en el que las órdenes procedan del cerebro. Su punto de vista era que la realización de cualquier movimiento es el fruto de una variedad de combinaciones y grados de libertad y de elementos neuromusculares y óseos prácticamente infinito. En opinión de Bernstein el cuerpo humano es un sistema auto–organizado con elementos corporales coordinados y ensamblados en respuesta a tareas específicas. Casi 1.1. ESTADO DEL ARTE 21 40 años más tarde Antonio Damasio [17] argumenta en este mismo sentido cuando afirma: ‘The mind is embodied, not just embrained’1. Esta complejidad existe a cualquier escala de análisis. Kelso [45] habla de la necesidad de estudiar la complejidad del movimiento al menos en tres niveles distintos para poder conocer los mecanismos de coordinación y control subyacentes. El nivel microscópico: es el nivel celular y tisular, implica el estudio de los componentes neuronales en los que se genera el movimiento. El nivel mesoscópico: es el nivel orgánico e implica el estudio de los órganos y sistemas involucrados en la producción de los movimientos. El nivel macroscópico: es el nivel del individuo e implica el estudio de la dinámica del movimiento. Cada uno de estos niveles tiene dinámicas distintas, las constantes de tiempo para el análisis prácticamente se reducen un orden de magnitud en cada nivel, pasando de segundos —nivel macroscópico— hasta milisegundos —nivel microscópico—. Además, en cada uno de los niveles hay una gran cantidad de estructuras que interaccionan entre sí con un comportamiento muy sofisticado; en el sentido que, por lo general, las estructuras del cuerpo humano tienen un comportamiento muy alejado de la linealidad. Por todo ello, determinados autores establecen que es imposible deducir el estado de la escala superior a partir del comportamiento de la inferior [45] (se trata de la aplicación al organismo del llamado ‘efecto mariposa’, o en otros términos, la divergencia de trayectorias cercanas). Por este motivo, es necesario realizar el estudio en cada uno de los tres niveles para comprender de qué modo se articulan los aspectos relativos al control de los movimientos. Por todo ello presentamos a continuación el estado de conocimientos actuales sobre los aspectos del control motor para cada uno de los tres niveles, desde el macroscópico hasta el microscópico. 1.1.1.1. El nivel macroscópico Desde el punto de vista del control motor, el cuerpo humano puede considerarse como un sistema regulado con entradas y salidas. 1La mente está encarnada en el cuerpo y no únicamente en el cerebro 22 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Figura 1.1: La estructura del control motor según Oztop et al.[61] Las salidas son las activaciones motoras actuando sobre conjuntos de músculos y las entradas son los agregados de retroalimentación sensorial proporcionados por nuestros sentidos. El control motor, considerado desde esta perspectiva puede verse como el proceso que transforma las entradas sensoriales en respuestas motoras [87]. Según Wolpert [87] la transformación de señales sensoriales a señales motoras puede descomponerse en transformaciones cinemáticas y dinámicas. Las transformaciones cinemáticas son las que dan cuenta de las relaciones entre la posición de las articulaciones y el movimiento. Las transformaciones dinámicas son las que relacionan las órdenes motoras en el movimiento del sistema. La realización de movimientos, en general, requiere de la existencia de un modelo físico interno y de mecanismos de retroalimentación sensorial [61], es decir, necesita una componente de alimentación previa2y de otra componente de retroalimentación3(figura 1.1). La velocidad de conducción nerviosa haría imposible un buen control de movimientos únicamente mediante la componente de retroalimentación [87]. El modelo físico interno es necesario para actuar con la rapidez necesaria y la retroalimentación sirve para asegurar la precisión necesaria y la realización correcta del movimiento. El modo en que se ensamblan ambas componentes está más claro con un ejemplo. Cuando tratamos de levantar un tetrabrick de le2feedforward 3feedback 1.1. ESTADO DEL ARTE 23 che que creemos más lleno de lo que realmente está, nuestro modelo interno calcula las fuerzas necesarias para levantar suavemente el tetrabrick, pero al haber un error en el modelo (la masa es menor de la estimada) el primer ‘tirón’ que damos es mayor de lo necesario y el movimiento resulta brusco, sin embargo nuestro sistema de realimentación se da cuenta de este error y ‘corrige’ el movimiento. El temblor, considerado en esta escala es una característica del sistema de regulación del movimiento asociado a una falta de estabilidad. 1.1.1.2. El nivel mesoscópico En la realización de movimientos voluntarios participan una gran cantidad de estructuras del sistema nervioso central incluyendo el cerebro —algunas de ellas está esquematizadas en la figura 1.1—. La realización de la tarea se especificaría en la corteza prefrontal, la planificación de los movimientos para la realización de la tarea en la corteza temporal, el modelo físico interno estaría implementado en la corteza premotora [61] y en la corteza motora la información ya está codificada en forma de activación muscular [83]. Penfield fue el primero en cartografiar la corteza motora. Penfield era un neurocirujano especializado en los procesos epilépticos. Junto con su colaborador Jasper introdujeron nuevas técnicas quirúrgicas en las que utilizaban estimulación eléctrica con el objeto de ser más precisos en el reconocimiento de las áreas que debían intervenir. De la observación de las respuestas del paciente a la estimulación eléctrica pudieron trazar un mapa de las zonas de la corteza motora en las que se produce el movimiento [42]. Penfield y Jasper obervaron que la estimulación de determinadas zonas siempre producía la respuesta motora de la misma parte del organismo y además zonas adyacentes se correspondían con zonas adyacentes del cuerpo. A Penfield se le ocurrió esquematizarlo en forma de un hombrecillo dibujado sobre la zona de la corteza motora, de manera que se correspondiera la parte del hombrecillo con la zona de la corteza estimulada. A este hombrecillo se le conoce como el homúnculo de Penfield (figura 1.2) —en rigor existen dos homúnculos, el motor y el somatosensorial—. En realidad el cerebro es un órgano con una gran plasticidad y, aunque la correspondencia de Penfield es cierta, no es menos cierto que bajo determinadas circunstancias —como una amputación o el entrenamiento en un ejercicio de gran destreza— el área de representación de una determinada parte del cuerpo puede crecer a expensas 24 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Figura 1.2: Homúnculo de Penfield de áreas cercanas, lo cual demuestra que neuronas específicas de la corteza motora no están especializadas exclusivamente en zonas específicas del cuerpo, sino que la asociación puede reconfigurarse en función de las necesidades [45]. Los axones de las neuronas de la corteza motora se reúnen en forma de haces que se unen en el tallo cerebral y bajan hasta la médula espinal a través del bulbo raquídeo. A todas estas vías se las conoce como sistema piramidal [40]. En la base del cerebro, envolviendo al sistema piramidal se encuentra el sistema extrapiramidal. El sistema extrapiramidal consta de una serie de estructuras. Entre las más importantes figuran: Los ganglios basales, el tálamo, el subtálamo, la sustancia negra, la sustancia roja y el cerebelo. El objetivo de las estructuras del sistema extrapiramidal es modular y controlar las respuestas del sistema piramidal, estableciendo una serie de bucles neuronales que modulan la respuesta motora. Así, los ganglios basales actúan inhibiendo la actividad neuronal de la corteza motora estableciendo un bucle de realimentación negativa. La corteza motora activa los ganglios basales que, a su vez, inhiben la actividad de la corteza motora [40]. La actividad de los ganglios basales está, además, regulada por los núcleos de la sustancia negra, la sustancia roja y el cerebelo. El cerebelo, posee una buena representación sensorial del organismo, por lo que realiza una función de realimentación de las características del movimiento teniendo en cuenta la información sensorial y del entorno [19]. 1.1. ESTADO DEL ARTE 25 Sin embargo, no todos los aspectos del movimiento se generan en la corteza motora, una buena parte de los patrones repetitivos de movimiento —como caminar y nadar— y de movimiento usuales —que realizamos de modo intuitivo— se originan en otras estructuras del sistema nervioso central. Los primeros en establecer la importancia de otros centros en la generación de movimientos fueron Shik et al. [77]. En el año 1966 Shik et al. pusieron sobre un tapiz rodante4un gato del que habían separado el cerebro a nivel del mesencéfalo. Mediante la estimulación eléctrica de determinadas zonas del mesencéfalo el gato era capaz de reproducir distintos patrones de movimiento sobre el tapiz rodante, aumentando la velocidad de paso a medida que aumentaba la estimulación eléctrica y alternando los distintos patrones de movilidad —al paso, al trote y al galope— cuando era necesario aumentar la velocidad. Aunque algunos autores ponen en duda que lo que hiciera el gato sobre el tapiz rodante pudiera llamarse correr —dado que no era capaz de soportar su propio peso y la dinámica del movimiento hubiera hecho imposible que sorteara el menor obstáculo—, el hecho de que la estimulación directa sobre el mesencéfalo, desacoplando toda la parte proveniente de los centros superiores del cerebro, fuera suficiente para establecer patrones de movimiento complejos, planteó la existencia de que ciertas estructuras del sistema nervioso central organizaban, al menos los aspectos básicos, del movimiento. A estas estructuras se les llamó Generadores Centrales de Patrones5[45]. Además de la existencia o no de los Generadores de Patrones Centrales, el experimento de Shik pone de relieve la importancia que los reflejos pueden tener para la realización de movimientos. En el gato de Shik, la realimentación del movimiento debida a los sentidos está anulada, sin embargo, la realimentación debida a los receptores propioceptivos y la debida a los reflejos de estiramiento siguen estando activas. Además, este hallazgo refuerza la perspectiva de Bernstein [10] y de Damasio [17], en el sentido de que una buena parte de los mecanismos de control motor pueden estar descentralizados. Los receptores propioceptivos son unos sistemas ubicados en las articulaciones y en los músculos, algunos de ellos son sensibles a la posición y otros a la velocidad, por ello son capaces de realimentar sobre el estado de movimiento de la articulación en la que se han ubicado. 4treadmill 5Central Pattern Generators 32 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Diagnóstico Frecuencia Activación Fisiológico 8−12Hz Postural e Intención Fisiol. intensificado 8−12Hz Postural e Intención Esencial clásico 4−12Hz Reposo, Postural e Intención Indeterminado 4−8Hz Postural e Intención Ortostático 13 −18Hz Postural e Intención Específico de tareas 4−10Hz Postural e Intención Distónico 4−8Hz Reposo, Postural e Intención Parkinson 4−12Hz Reposo, Postural e Intención Cerebelar 2−4Hz Postural e Intención Holmes 2−4Hz Reposo, Postural e Intención Palatal 1−5Hz Reposo, Postural e Intención Síndrome neuropático 4−12Hz Postural e Intención Inducido por drogas 2−12Hz Reposo, Postural e Intención Psicogénico 4−10Hz Postural e Intención Tabla 1.1: Clasificación sindrómica del temblor [22] Temblor fisiológico Tal como se ha comentado con anterioridad, el temblor fisiológico es el temblor que, en mayor o menor medida, todos tenemos. Es un temblor de amplitud reducida y de frecuencia alta (8−12Hz) que por lo general no se observa a simple vista sino con instrumentación específica. Habitualmente mediante el uso de acelerómetros con los brazos en posición extendida. Temblor fisiológico intensificado Este tipo de temblor tiene características similares al temblor fisiológico, con la única diferencia de que es perceptible a simple vista. En otras palabras, cuando la magnitud del temblor fisiológico es tal que puede observarse a simple vista se llama temblor fisiológico intensificado. Puede llegar a ser moderadamente discapacitante y se puede activar por distintas causas tales como: estados de nerviosismo, ingesta de sustancias excitantes o de alcohol. En todos estos casos, cuando la causa deja de existir el temblor desaparece. En algunos casos existe temblor fisiológico intensificado sin causa aparente —una vez descartada la existencia de patología neurológica—. Temblor esencial clásico El término temblor esencial con el tiempo ha adquirido dos significados. Por una parte el temblor esencia clásico 1.1. ESTADO DEL ARTE 33 se trata de uno de los síndromes del temblor, mayoritariamente hereditario y principalmente un temblor de acción de las manos y a veces de la cabeza [22]. El temblor esencial es la enfermedad de temblor más frecuente [16]. Por otra parte, existen temblores de origen desconocido (llamados idiopáticos o esenciales), pero con síntomas clínicos diferenciables del temblor esencial clásico. En este trabajo cuando nos refiramos al temblor esencial se entenderá que estamos hablando del temblor esencial clásico y cuando nos refiramos a los otros tipos de temblores esenciales los denominaremos temblores idiopáticos. El temblor esencial es, quizás, la patología más característica del temblor, ya que la única consecuencia es la existencia de temblor persistente, predominantemente en las manos y los antebrazos. El temblor esencial tiene una frecuencia entre 4−12Hz con tendencia a disminuir con la edad [29]. Es una patología asociada a la edad, aunque puede aparecer de manera relativamente temprana y con una tendencia a adelantarse en el tiempo cuando es heredada. Pese a que el temblor esencial es la patología más frecuente asociada al temblor, las dificultades de un diagnóstico correcto de esta patología hacen que sea especialmente dificultoso estimar su prevalencia, si bien las mejores estimaciones para personas mayores de 60 años están en el intervalo de 13,0a50,5casos por cada 1000 [53]. Temblores asociados con la enfermedad de Parkinson La enfermedad de Parkinson está causada por un déficit de Dopamina. La Dopamina es un neurotransmisor que se genera en la sustancia negra. La Dopamina, juega un papel muy importante en la regulación de la actividad de los ganglios basales, los cuales, tal como se ha comentado en el apartado 1.1.1.2 son muy importantes para la regulación de los movimientos. Por ello, la enfermedad de Parkinson está asociada a muchos problemas motores tales como la rigidez, la bradicinesia y diversas formas de temblor. La enfermedad de Parkinson está tan asociada popularmente al temblor, que en muchos casos se considera Parkinson —fuera del ámbito médico— lo que es temblor esencial. El temblor más típico del Parkinson es el temblor de reposo tanto en la flexoextensión de muñeca como el temblor de ‘contar monedas’ —un movimiento del pulgar como si se estuvieran contando monedas o billetes— [56]. El temblor de reposo es poco discapacitante, pues desaparece con la realización de movimiento voluntario, y puede eliminarse voluntariamente si el usuario se lo propone. 34 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN También asociados con el Parkinson hay temblores posturales, cinéticos y de intención de características similares a los del temblor esencial. Temblores cerebelosos Bajo el epígrafe de temblores cerebelosos se agrupan una serie de temblores asociados a trastornos cerebelares, como los asociados a la esclerosis múltiple, los traumatismos craneoencefálicos o las ataxias hereditarias. Lo común a todos ellos es la alteración del cerebelo o de sus vías aferentes/eferentes. El temblor cerebeloso más común es el temblor de intención. En este tipo de temblores suele haber una componente proximal importante. Suelen ser temblores muy severos y de frecuencia baja. 1.1.2.3. Orígenes del temblor Los orígenes del temblor son todavía objeto de debate en la literatura científica. El mejor conocido es el temblor fisiológico en el que concurren una serie de factores de diversa índole. Los temblores patológicos son mucho menos conocidos. Las técnicas de registro fisiológico y de neuroimagen desarrolladas durante los últimos años, han aportado información valiosa para conocer las estructuras que se encuentran afectadas en cada caso por el temblor. Un debate que ha estado presente durante muchos años ha sido el origen central o periférico del temblor. La existencia de los Generadores Centrales de Patrones (ver 1.1.1.2) hizo sospechar a muchos investigadores que el temblor, por su carácter repetitivo, podría tener un origen periférico, en la actualidad se tiene el convencimiento del origen central de la mayoría de los temblores patológicos, aunque haya efectos periféricos que puedan influir en su aparición o en su modulación. Origen del temblor fisiológico Está bastante bien establecido que el temblor fisiológico tiene una componente puramente mecánica [71]. Aproximando las características de cada segmento a un sistema de segundo orden, tendremos que las características debidas a la rigidez y la inercia determinarían la frecuencia de resonancia (1.1). ωr=rK I(1.1) 1.1. ESTADO DEL ARTE 35 La resonancia mecánica, por sí misma no produciría temblor o en todo caso produciría una oscilación subamortiguada [43,71], para que exista temblor se necesita de algún ruido o fuente de excitación que la mantenga. Entre las fuentes de ruido que pueden potencialmente activar el temblor fisiológico se encuentran: el disparo de las motoneuronas (apartado 1.1.1.3), la componente cardiobalística7y la componente respiratoria [56]. Joyce y Rack [43] encontraron que cambiando los parámetros de rigidez y de masa podían trasladar el pico de frecuencia entre la banda de 2−12Hz, pero cuando trataban de llevar el pico más allá de los 12Hz la magnitud del temblor se reducía considerablemente debido al comportamiento del brazo como un filtro pasabajo. Por todo ello, de acuerdo con (1.1), como los distintos segmentos del cuerpo tienen distintas masas asociadas, tendrán distintas frecuencias de resonancia. Estas frecuencias serán mayores cuanto menor sea la inercia asociada a la articulación. Así la frecuencia de resonancia de las articulaciones de los dedos (43Hz) es mayor que la del hombro (2Hz), y la de la articulación de la muñeca (9Hz) se encontraría entre estas dos [56]. Además de la componente mecánica existe, al menos, otra componente independiente de la masa, que en todas las articulaciones se encuentra en la banda 8−12 Hz y que tiene un origen neurológico [30] y se puede observar analizando la señal de EMG de los músculos que controlan la articulación. Si bien esta componente es mucho menos importante que la componente mecánica [67, 71]. La existencia de esta componente con origen neurológico en la muñeca es especialmente problemática dado que ocupa la misma banda de frecuencias que la componente mecánica. Roger Elble [30] resolvió el problema añadiendo masa a la articulación de la muñeca y viendo cómo, lo que en principio era un único pico, se convertía en dos picos, uno que se desplazaba con el inverso de la raíz cuadrada de la masa —de acuerdo con (1.1)— y otro que permanecía constante en la banda de 8−12 Hz y que era consistente con el pico en el espectro de EMG analizado. El origen de la componente neurológica del temblor fisiológico es menos claro que la componente mecánica. Se han postulado varios mecanismos que la podrían explicar y que no tienen porqué ser mutuamente excluyentes. 7Debida al corazón 36 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Por un lado, el modo en que se reclutan las motoneuronas hace que siempre haya motoneuronas disparando en torno a los 8Hz. Generalmente las motoneuronas no están sincronizadas, de modo que el efecto general es que los disparos se cancelen mutuamente entre sí. Sin embargo, una motoneurona grande disparando sobre un fondo de motoneuronas pequeñas puede producir oscilaciones [56,67]. Esta componente explicaría porqué, cuando hacemos hacemos fuerza con el músculo, aumentamos la amplitud del temblor. Por otra parte, algunos autores modelizan el arco reflejo como un sistema de segundo orden que tendría una frecuencia de resonancia en torno a los 8Hz, que también contribuiría al temblor [56]. Otros autores hacen otro tipo de análisis con respecto a las contribuciones del arco reflejo y creen que puede intensificar la componente mecánica del temblor. En este caso, debería haber una componente en el espectro de EMG que se desplace junto con la componente mecánica [67,79]. Algunos autores encuentran que para los usuarios con menor amplitud del temblor fisiológico esta componente del espectro EMG existe y desaparece para los temblores fisiológicos de mayor amplitud [79], mientras que para otros autores esta componente, de existir, tendría una influencia mínima [67]. La contribución de los reflejos al temblor ha sido estudiada con detalle por Oˇ guztöreli y Stein [59,60,78]. Según estos autores el temblor estaría básicamente debido a un sistema mecánico de cuarto orden (el músculo y su interacción con la masa) y una parte debida a la realimentación neuronal, que incluiría al arco reflejo, pero también otros bucles a nivel transcerebelar y cortical. El tiempo de retraso asociado a estos bucles se había estudiado con anterioridad por parte de Millner–Brown et al. [57] que había estimado los retrasos temporales debido a la longitud de los bucles: Bucle espinal (arco reflejo) : 30ms Bucle cortical : 55ms Bucle transcerebelar : 83ms Los anteriormente citados Oˇ guztöreli y Stein crean un modelo de control muscular en el que figuran estos tres bucles y obtienen que las constantes temporales de los distintos bucles están sintonizadas entre sí, de tal modo que si la ganancia de los bucles es similar, el sistema compensa de manera eficiente las oscilaciones [59] —cada bucle compensa las oscilaciones debidas al bucle con la constante temporal más baja—, pero si se descompensan las ganancias de modo que una sea mucho más grande que las otras, aparecen oscilaciones 1.1. ESTADO DEL ARTE 37 en la banda 4−10Hz [60], que es la banda en la que aparecen muchos temblores patológicos. Timmer et al. [82,81] utilizan el modelo de Oˇ guztöreli y Stein para dilucidar la importancia que los componentes reflejos tienen en el temblor y para ello ajustan el modelo al registro de señales de temblor fisiológico usando técnicas de análisis espectral cruzado8, demostrando que las componentes reflejas (sin distinguir si son las debidas al arco reflejo o los bucles superiores) intervienen en la generación del temblor reflejo. Así pues, el temblor fisiológico tiene una componente mecánica que es la más importante en cuanto a magnitud y, al menos, otra componente neurológica. Esta segunda componente puede ser debida al modo en que se reclutan las motoneuronas para producir fuerza y a las componentes reflejas que involucrarían bucles de realimentación a distintos niveles. Orígenes de los temblores patológicos Los mecanismos fisiológicos involucrados en los temblores patológicos son mucho menos conocidos que los mecanismos del temblor fisiológico. En general, se asume que la etiología del temblor patológico está en el sistema nervioso central [23] e involucran las estructuras extrapiramidales del control motor (apartado 1.1.1.2). Algunos autores opinan que debe existir alguna estructura donde se origine el temblor [28], mientras que otros opinan que el temblor es un desajuste de algunos de los mecanismos que intervienen en el control del movimiento [23]. Además, pese a que la causa de la mayoría de los temblores patológicos parece estar de manera muy convincente en el sistema nervioso central, también parece que los reflejos juegan un papel importante como disparadores del temblor [66] y pueden actuar sobre la fase de las oscilaciones [28]. Las causas de la aparición del temblor habría que buscarlas en la patología asociada. Así en la enfermedad de Parkinson, la destrucción de las neuronas de la Sustancia Negra causan déficits de Dopamina, muy importante en la activación de los ganglios basales, que a su vez intervienen en el control motor a través de la participación de tálamo. De hecho, la ausencia de la Dopamina es capaz de explicar por sí misma buena parte de los síntomas motores de la enfermedad de 8Cross spectral analysis 38 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Parkinson [28]. A pesar de ello, la corteza motora parece estar involucrada en la generación del temblor de Parkinson, o ser un reflejo de las actividades subcorticales. Se ha demostrado una coherencia muy alta entre las señales de electroencefalografía (EEG) y magnetoencefalografía (MEG) de la corteza y la señal de EMG de músculos temblorosos en Parkinson [23] y la estimulación magnética de la corteza motora puede alterar la fase de las oscilaciones del temblor Parkinsoniano [28]. Las causas del temblor esencial están mucho menos claras dado que no hay asociado un trastorno neurológico aparente con esta patología, aunque las causas de este temblor podrían encontrarse en los bucles cerebelo–talámicos [23]. Los temblores cerebelosos tienen su origen en una lesión del cerebelo. El cerebelo es muy importante en la realimentación sensorial (ver apartado 1.1.1.2), e interviene en el control de los movimientos influyendo directamente o a través del resto de las estructuras del sistema extrapiramidal. La participación del cerebelo en otros temblores como el esencial y los temblores parkinsonianos parece poco importante [24]. Pese a que síndromes distintos pueden presentar temblores fenomenológicamente similares —por ejemplo determinados pacientes de Parkinson presentan temblores posturales similares a los temblores posturales asociados al temblor esencial—, de ahí no puede inferirse que se trate del mismo tipo de déficits en las estructuras involucradas. Algunos autores han propuesto el uso de herramientas de análisis de la señal del temblor para el diagnóstico diferencial de algunas patologías relacionadas con el temblor. Así Beuter y Edwards [11,27] proponen el uso de características en el dominio de la frecuencia [11] y en el dominio del tiempo [27] para discriminar entre temblores fisiológicos intensificados y temblores posturales asociados al Parkinson. Gantert et al. [36] estudian las características dinámicas de las señales del temblor fisiológico intensificado, temblor postural en el Parkinson y encuentran dinámicas distintas (tabla 1.2), lo que les permite construir un clasificador para discriminar entre estos tipos de temblores En resumen, los orígenes de los temblores patológicos siguen siendo hasta el momento materia de debate, si bien parece claro que involucran la interacción de toda una serie de estructuras cerebrales vinculadas al control de los movimientos —corteza, tálamo, sustancia negra, sustancia roja, cerebelo—, sin embargo en cada patología intervienen una serie de mecanismos distintos para la producción del temblor. 1.1. ESTADO DEL ARTE 39 Temblor Característica dinámica Temblor fisiológico intensificado Lineal estocástica Temblor postural Parkinsoniano Caótico Temblor esencial No lineal estocástico Tabla 1.2: Características dinámicas de diversos temblores patológicos según Gantert et al. [36] 1.1.2.4. Tratamiento del temblor Pese al desconocimiento de los principios patofisiológicos asociados al temblor patológico, existen tratamientos para el temblor. Estos tratamientos se pueden clasificar en tratamientos farmacológicos y tratamientos quirúrgicos. Tratamientos farmacológicos La enfermedad de Parkinson está relacionada con la falta de un neurotransmisor llamado dopamina y su tratamiento consiste típicamente en la administración de sustancias sustitutivas de la dopamina como la L-Dopa. El tratamiento con LDopa reduce el temblor asociado al Parkinson en una mayoría de los casos, si bien puede producir como efectos secundarios la aparición de otros trastornos del movimiento como la discinesia —movimientos involuntarios— [16]. El tratamiento más característico para la supresión del temblor es la administración de fármacos β–bloqueantes como el propanolol. Es el tratamiento típico para el temblor esencial, aunque existe un porcentaje de afectados, en torno al 15 %, que son resistentes a este tipo de tratamiento [16]. Los temblores cerebelosos y el temblor de Holmes son típicamente resistentes a los tratamientos farmacológicos [16, 23]. Tratamiento quirúrgico del temblor El tratamiento quirúrgico por excelencia para la supresión del temblor es la termocoagulación del tálamo [21], que consiste, básicamente, en producir una lesión controlada en algunas de las estructuras del tálamo. Los objetivos típicos han sido el tálamo ventrolateral y especialmente el núcleo ventral intermedio. Los mecanismos que explican el éxito de esta intervención todavía no son bien conocidos, aunque se supone que tiene que ver 40 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN con el bloqueo en el tálamo de las conexiones de los ganglios basales o bien de las conexiones cerebelo–talámicas. Desde mediados de los años 80 se viene utilizando con éxito la estimulación cerebral profunda como sustitutivo de la talamotomía. La estimulación cerebral profunda —o DBS de sus siglas en inglés (Deep Brain Stimulation)—[21] consiste en la aplicación de un campo eléctrico de alta frecuencia en las mismas estructuras en las que se aplicaban los procedimientos de termocoagulación. La DBS tiene las ventajas asociadas de la reversibilidad —se puede desconectar el estimulador— y un menor número de efectos secundarios asociados. Ambas técnicas —DBS o talamotomía— han sido utilizadas con éxito en pacientes con temblores de Parkinson —el éxito se encuentra entre 80 %–90 % de los casos— y temblores esenciales (50 %–70 %), sin embargo, su utilización en temblores cerebelosos y temblores de Holmes ha resultado mucho menos exitosa —un porcentaje del 30 %– 50 % de éxitos en pacientes con esclerosis múltiple— [16]. Además, durante los últimos años están apareciendo indicios de que la estimulación profunda del cerebro está asociada con depresión aguda transitoria [7]. 1.1.3. El miembro superior El miembro superior forma una unidad anatomo–funcional, cuya misión fundamental es permitir que la mano realice sus funciones optimizando su movilidad y permitiendo que pueda alcanzar los diferentes puntos de la superficie corporal de la persona, de forma que sea posible aproximar, manipular y mover objetos desde y hacia el cuerpo. Entre todos los puntos del espacio donde debe actuar, cobra una especial relevancia la zona de la cara, la boca y el entorno del campo exploratorio visual inmediato. Para conseguir esta función principal se necesita una gran movilidad. Por ello la cadena cinemática formada por el miembro superior tiene un alto grado de movilidad, así como capacidad distal de prensión con un gran número de posiciones y funciones posibles. Todo este conjunto de elementos rotan, acortan y alargan el miembro superior, de manera que la mano pueda colocarse y orientarse en una gran variedad de posiciones. Según diversas tesis antropológicas, la aparición de la locomoción bipodal permitió liberar a los miembros superiores de su función de 1.1. ESTADO DEL ARTE 41 apoyo durante la marcha, contribuyendo al gran desarrollo del cerebro, la aparición de la inteligencia y la evolución del lenguaje. Podríamos decir que la mano es la parte del cuerpo que más caracteriza al ser humano y le diferencia del resto de los animales, siendo muy compleja anatómica y fisiológicamente. La mano es el elemento fundamental de la extremidad superior y todas las demás estructuras anatómicas están funcionalmente supeditadas a su servicio [84]. 1.1.3.1. Anatomía del miembro superior El miembro superior consta de tres articulaciones importantes —el hombro, el codo y la muñeca— más toda la serie de articulaciones que componen la mano, aunque quizá deberíamos incluir el antebrazo como una articulación extra desde el punto de vista cinemático, ya que a lo largo de él se produce un movimiento de gran importancia funcional como es la pronosupinación —movimiento de rotación del antebrazo—. A continuación se describe con mayor profundidad cada una de las articulaciones que componen el miembro superior. El hombro La articulación del hombro la componen tres huesos, el húmero, la escápula y la clavícula. La escápula juega un papel muy destacado en esta articulación. En su extremo lateral tiene una estructura en forma de copa donde articula la cabeza del húmero: es la fosa glenoidea y a la articulación que forman el húmero y la fosa glenoidea se le conoce como articulación gleno–humeral. Por otro lado, en la parte anterior de la escápula hay una prominencia ósea donde articula el extremo lateral de la clavícula. La prominencia de la escápula se denomina acromion y da nombre a la articulación con la clavícula: articulación acromio–clavicular. Por último, la clavícula articula con el extremo superior del esternón en la llamada articulación esterno–clavicular. El hombro es una articulación de gran movilidad y una gran inestabilidad mecánica. El húmero articula únicamente con la escápula, que es una estructura que “flota” sobre la parte posterior de la caja torácica entre dos capas de tejido muscular. La única unión rígida con el tronco se realiza a través de la articulación entre la escápula y la clavícula y entre ésta y el esternón. Para controlar los movimientos de esta estructura es necesaria buena parte de la musculatura del tronco y del brazo. 48 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Figura 1.9: Ortesis comercial Bledsoe c  máximo posible de tareas utilizando el resto de articulaciones para compensar la articulación inmovilizada. Tradicionalmente la aproximación más habitual ha sido el uso de yesos. En la actualidad existen soluciones que permiten una inmovilización eficaz y proporcionan al mismo tiempo cierta holgura útil para evitar la atrofia de los músculos que controlan la articulación y favorecer de este modo la recuperación tras la retirada de la ortesis. El otro tipo de ortesis pasivas, las ortesis pasivas para la restricción del rango articular (figura 1.9) se utilizan cuando las lesiones producidas permiten un cierto rango articular, esto refuerza las posibilidades funcionales y evita la atrofia muscular de una forma más eficiente. Ortesis activas Las ortesis activas son ortesis cuyo principal cometido es aplicar cargas sobre diferentes estructuras del cuerpo humano. Las ortesis activas estáticas ejercen una carga constante sobre una articulación cuando hay un déficit muscular que debe compensarse, 1.1. ESTADO DEL ARTE 49 Figura 1.10: Ortesis activa estática para la flexión de los dedos Figura 1.11: Ortesis Golden Arm del hospital Rancho Los Amigos [2] cuando es necesario rehabilitar un determinado grupo muscular o cuando se pretende corregir una deformidad (figura 1.10). Las ortesis activas dinámicas son aquellas que permiten mover los segmentos corporales en personas que tienen debilidad muscular, o bien lesiones —por ejemplo lesionados medulares— que les impiden mover por ellos mismos los brazos (figuras 1.11 y 1.12). De las ortesis dinámicas activas se puede hacer a su vez varias subclasificaciones, por ejemplo, en función de la fuente de energía necesaria para accionarlas se pueden clasificar en ortesis accionadas por el usuario y ortesis accionadas mediante una fuente externa de energía. También pueden clasificarse en función de donde están ancladas. En esta clasificación distinguiríamos entre ortesis fijadas a un elemento externo (habitualmente el suelo, una mesa o la silla de ruedas) y ortesis portables, ancladas al cuerpo o exoesqueletos. Entre las primeras ortesis accionadas por el propio usuario se encuentra la Ortesis del Antebrazo Equilibrado —BFO: Balanced Forearm Orthosis— [68], que además es una de las mejor aceptadas. La 50 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Figura 1.12: Ortesis activa dinámica operada por un músculo artificial [3] BFO se desarrolló en el año 1965 y permite mover los brazos en el plano horizontal a personas con debilidad muscular. Para ello dispone de dos segmentos con articulaciones a lo largo del plano horizontal. Un extremo de la BFO se fija sobre la silla de ruedas y sobre el otro extremo, el usuario puede apoyar el antebrazo. De este modo la ortesis le permite a la persona actuar sobre la superficie de una mesa. Existe una versión mejorada de la BFO que permite el movimiento vertical. Para ello dispone de una articulación suplementaria en su base. El peso del brazo se compensa mediante cintas elásticas. Sin embargo, el diseño no compensa de modo exacto la componente gravitatoria. Este efecto fue mejorado utilizando resortes en el año 2000 [68], de manera que la componente vertical de la ortesis se ajustara a la fuerza de la gravedad y diera ‘sensación de ingravidez’ del brazo afectado para poder desplazarlo con muy poco esfuerzo. La primera ortesis computadorizada fue desarrollada por el Case Institute of Technology en el año 1960 [49]. Se trataba de una ortesis con cuatro grados de libertad configurada en forma de exoesqueleto. El control se realizaba mediante una lámpara montada sobre la cabeza del usuario con la que se disparaban sensores de luminosidad situados en la cercanía del usuario. 1.1. ESTADO DEL ARTE 51 En el hospital Rancho Los Amigos de California, se desarrolló una ortesis motorizada de seis grados de libertad llamada “Golden Arm” (figura 1.11) [2]. La configuración del Golden Arm es similar a la de la ortesis desarrollada por el Case, pero sin control por ordenador. Estaba montada en una silla de ruedas y fue considerada útil por usuarios con debilidad en el miembro superior pero con sensación, como polio o esclerosis múltiple [68]. Esta ortesis se controlaba por un conjunto de interruptores accionados con la lengua. Moe y Schwartz [58] modificaron el control del Golden Arm para que pudiera manejarse desde un dispositivo de seguimiento de la mirada. En 1975 The Burke Rehabilitation Center modificó la BFO añadiéndole actuadores. Se utilizaron motores de corriente continua y 5 grados de libertad que incluían la pronosupinación del antebrazo y la flexoextensión del codo. Durante los últimos años, el diseño de exosqueletos se ha vuelto a retomar, por un lado el ya citado trabajo de Rahman y colaboradores [68] con respecto a la BFO, pero además han surgido un buen número de trabajos orientados no únicamente desde el punto de vista de la ortésica [41,47] sino de lo que se han venido en llamar extendedores10 [44] sistemas pensados para «extender» las capacidades de los usuarios en situaciones extremas, diseñados habitualmente para ser utilizados por equipos de rescate o por soldados. 1.1.4.2. Principios ortésicos Para el diseño y la fabricación de ortesis es necesario tener en cuenta una serie de principios que garanticen la seguridad del usuario, la eficiencia del sistema ortésico y que permitan, al mismo tiempo, desarrollar su función sin crear problemas de confort. A continuación vamos a ver qué aspectos hay que tener en cuenta. Presiones El principio de funcionamiento de una ortesis implica la transmisión de cargas al sistema esquelético, sin embargo esta transmisión de cargas se ha de realizar a través de los tejidos blandos que lo envuelven, lo cual determina la carga máxima que se puede aplicar. Habitualmente, estos requisitos se establecen en forma de la presión máxima que es posible aplicar a los tejidos. Esta presión ha de cumplir dos tipos de requisitos: seguridad y confort. 10En inglés: extenders 52 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Para cumplir los requisitos de seguridad es conveniente que la presión se encuentre siempre bajo el nivel de la presión de isquemia: Aproximadamente 30mmHg [48]. La relación entre las presiones y el confort es bastante más complicada. La sensación de presión se tiene a través de los receptores del tacto y éstos son sensibles a la deformación de las capas de tejido donde están ubicados [18], así pues, la percepción de presión es indirecta: la presión deforma los tejidos y es esta deformación la que es recogida por los receptores cutáneos. Además, el tipo, densidad y distribución de receptores cutáneos varia de manera significativa dependiendo de la parte del cuerpo. Por todo ello, la percepción de la presión es dependiente del tamaño y la forma del indentador que aplica la presión [39]. Además, los receptores cutáneos tienen una respuesta dinámica a la excitación (adaptación). Esta respuesta dinámica hace que la percepción de la presión sea dependiente de la dinámica del proceso de aplicación de la presión. Por ello el umbral de disconfort frente a una presión disminuye con el tiempo de exposición o tras realizar varias aplicaciones de una misma presión [13]. A pesar de todo ello algunos autores han utilizado sistemas para aplicar cargas de forma controlada y de este modo establecer umbrales de presión adecuados para el confort [13]. Esta aproximación, si bien puede ofrecer únicamente pautas generales de aceptación de la presión, si que sirve para establecer diferencias entre distintas áreas del cuerpo según sean más o menos sensibles a la presión desde el punto de vista del confort. La figura 1.13(a) muestra las tres áreas del antebrazo y la mano en función de su sensibilidad a las presiones, un tono más oscuro representa una mayor sensibilidad y por lo tanto menor capacidad de absorber presiones antes de sentirse incómodo [13]. Por todo lo anteriormente comentado, la estrategia en el diseño de ortesis suele consistir en reducir la presión lo máximo posible. Para ello se diseñan soportes que abarquen la mayor cantidad de área posible. Sin embargo, desde el punto de vista del confort, ésta podría no ser una estrategia de actuación adecuada. Goonetilleke [39] demuestra que en ciertas condiciones es más confortable acumular tensiones en zonas reducidas que distribuirlas en zonas amplias, dado que al distribuirse se está activando a un número mayor de receptores del tacto, lo que puede repercutir en un mayor disconfort. Es la llamada teoría de la suma espacial11. En opinión de Goonetilleke existe un 11Spatial Summation Theory 1.1. ESTADO DEL ARTE 53 óptimo sobre el que distribuir una carga desde el punto de vista del confort, si bien no aporta una metodología de cómo encontrar ese óptimo. Compatibilidad cinemática Una ortesis debe construirse de modo que su actuación respete la cinemática articular, de lo contrario someterá a las estructuras de estabilización de la articulación (ligamentos y tendones) a una serie de esfuerzos que pueden terminar por producir una lesión. Esto es especialmente grave en las articulaciones potentes, como la rodilla. Por ello existen trabajos específicos para el desarrollo de mecanismos que sean compatibles cinemáticamente con la rodilla del usuario [6]. En las articulaciones del miembro superior este problema no es tan importante dado que habitualmente por estas articulaciones no pasan cargas tan grandes como en el miembro inferior, por lo que en la práctica ortopédica se considera que la articulación del codo y de la muñeca se comportan aproximadamente como pares inferiores giratorios con el centro de giro localizado en posiciones anatómicas muy precisas. El centro de rotación del codo se supone que está en la línea que une el epicóndilo y la epitróclea, por lo que los actuadores giratorios se suelen colocar alineados de este modo. Para el movimiento de flexoextensión de la muñeca, se considera que gira respecto de la línea que une los centros de los huesos de la muñeca escafoides y piramidal. Para el movimiento de abducción– adducción se considera que la muñeca gira respecto del centro del hueso grande en un eje perpendicular al plano de la mano. Fuerzas cortantes Las fuerzas cortantes, junto con las presiones son las causa más frecuente de lesiones en la piel cuando los tejidos blandos están sometidos a cargas continuas. En general, en la práctica ortésica se trata de evitar al máximo las fuerzas cortantes, por eso los diseños tratan de conseguir que las fuerzas sean lo más normales posibles a los segmentos corporales (figura 1.10). Esta estrategia, si bien es la más segura, produce ortesis muy voluminosas cuando se utilizan actuadores lineales, motivo por el cual se prefieren los actuadores giratorios, o en el caso de utilizar actuadores lineales (como los músculos artificiales de la figura 1.12) 54 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN (a) Presión máxima (b) Requisitos de seguridad Figura 1.13: Principios a tener en cuenta en el diseño de ortesis 1.1. ESTADO DEL ARTE 55 los actuadores ejercen el esfuerzo sobre una estructura ortésica que articula de manera paralela al segmento corporal y de esta forma reduce las cargas cortantes. Protección de estructuras corporales Cuando se diseña una ortesis es necesario evitar aplicar cargas sobre las prominencias óseas —para minimizar el riesgo de lesiones en la piel— y sobre las zonas en las que los nervios pasan de manera superficial, para reducir el riesgo de lesión neurológica. Además, hay que dejar el suficiente espacio en los pliegues articulares, para que no se produzcan pellizcos en los tejidos blandos. La figura 1.13(b) muestra las estructuras del antebrazo y de la mano que hay que tener en cuenta de acuerdo con las anteriores consideraciones. 1.1.5. Supresión del temblor El hecho de que un porcentaje importante de temblores sea resistente a los tratamientos convencionales ha llevado a determinados grupos de investigación a desarrollar alternativas. Una de estas alternativas consiste en eliminar el temblor no en el origen, sino en sus consecuencias, es decir separando la componente de temblor de la componente del movimiento voluntario y anulándola. Hay dos estrategias posibles que se han empleado para suprimir el temblor: evitar las consecuencias asociadas al temblor, o bien, utilizar algún medio para suprimir mecánicamente el temblor. La primera de las estrategias es útil para la realización de trabajos en los que se requiere un dispositivo intermedio, tal como un joystick. Aunque el usuario opere el joystick con temblor, si conseguimos que la señal que el joystick envía al sistema no contenga la parte de temblor, el usuario podrá activar el sistema eficientemente. Esta estrategia se comenta en el apartado 1.1.5.2. La segunda de las estrategias consiste en la utilización de sistemas ortésicos para suprimir el temblor. Esta estrategia se comenta en el apartado 1.1.5.1. 1.1.5.1. Supresión del temblor por medios ortésicos La supresión del temblor por medios ortésicos implica la utilización de sistemas mecánicos que sean capaces de modificar el comportamiento de los segmentos del cuerpo humano en donde se genera el 56 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Figura 1.14: Sistema mecánico lineal. temblor. Por ello, en primer lugar se ofrece un marco teórico sobre el que con posterioridad se explicarán las distintas aproximaciones que se han empleado en la literatura científica para este tipo de supresión del temblor. Además, las distintas aproximaciones para suprimir el temblor se han agrupado en dos grandes bloques que se comentarán con posterioridad: Ortesis ancladas al suelo: En este bloque se comentarán las distintas aproximaciones en las que el sistema para la supresión del temblor se encuentra entre la parte que sufre temblor y un elemento común como puede ser el suelo, una mesa o una silla de ruedas. Ortesis para llevar puestas: En este bloque se comentarán las distintas aproximaciones en las que el sistema para la supresión del temblor se encuentra fijado al usuario que sufre el temblor. Sistemas mecánicos El comportamiento de un sistema ortésico como el de la figura 1.14 se puede escribir en forma de ecuación diferencial (1.2) F(t) = I·d2(∆X) dt2+c·d(∆X) dt +k·(∆X)(1.2) Una ecuación de este tipo relaciona la fuerza aplicada al sistema (F) con los desplazamientos del sistema respecto de su posición de reposo (∆X) a partir de los parámetros físicos del sistema, que aparecen como constantes en la ecuación diferencial —Ies la componente de la inercia, cla componente de la viscosidad y kla componente de rigidez—. 1.1. ESTADO DEL ARTE 57 Sin embargo, en una expresión de este tipo los parámetros físicos del sistema se encuentran asociados a las entradas o salidas del sistema. Es decir, no desacopla las señales —relativas a la fuerza y el desplazamiento— de las características del sistema —Inercia, viscosidad y rigidez—. La transformada de Laplace (1.3), nos permite reescribir la ecuación diferencial (1.2) en forma de una ecuación polinómica a cambio de sustituir la variable temporal (t) por otra variable (s). L[f(t)] = F(s) = Z∞ 0 f(t)e−stdt (1.3) Aplicando esta transformación a (1.2) tendríamos (1.4) y sacando factor común xen esta expresión, obtenemos (1.5). F=I·s2x+c·sx +kx (1.4) En esta última expresión (1.5) podemos observar cómo, los términos referentes a las señales —de fuerza y desplazamiento respecto de la posición de reposo—, están separados de las características físicas del sistema —y que se muestran entre paréntesis—. F= (I·s2+c·s+k)·x(1.5) Dado que el término entre paréntesis en (1.5) es el que caracteriza físicamente el sistema, nos referiremos a él cuando pretendamos describirlo y por ello, de manera general lo definiremos como B(s)(1.6). B(s) = I·s2+c·s+k(1.6) A una expresión de este tipo, que, de manera general, es una división de polinomios de la variable de transformación (s) y que relaciona una entrada con una salida se le denomina Función de transferencia. Sin embargo, cuando esta función de transferencia exprese la relación entre la fuerza ejercida sobre el sistema y su desplazamiento la denominaremos rigidez dinámica y la designaremos como B(s), del mismo modo en que se denomina rigidez a la relación (estática) entre fuerza y desplazamiento Cuando queramos referirnos a una función de transferencia general que dependa de cualesquiera parámetros la designaremos como H(s) para diferenciarla de la rigidez dinámica. 64 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN a la estimulación profunda del cerebro. Además el temblor esencial es mayoritariamente distal, con componentes típicas en las articulaciones de la muñeca y del hombro y es la patología de temblor con mayor prevalencia. Por otra parte, la mayoría de los temblores cerebelosos no responden a ningún tipo de tratamiento [22]. El temblor cerebeloso tal como se ha comentado en el apartado 1.1.2.2 es un temblor de intención muy discapacitante. Habitualmente este tipo de temblor tiene una componente muy importante en la articulación del hombro. El trabajo que se presenta pretende explorar las posibilidades técnicas de la supresión del temblor por medios ortésicos y obtener los requisitos biomecánicos subyacentes para diseñar ortesis efectivas para la supresión del temblor. Se pretende diseñar ortesis para llevar puestas —exoesqueletos— que abarquen varias articulaciones. Las articulaciones que se pretende abarcar son el codo y la muñeca incluyendo los movimientos de flexoextensión de codo y muñeca y la pronosupinación del antebrazo. 1.2.1. Objetivos El objetivo principal es el desarrollo de una ortesis de supresión del temblor para llevar puesta. Para la consecución de este objetivo principal se establecieron una serie de objetivos secundarios, que facilitaran el logro principal y generalizaran la conclusiones derivadas de su consecución. En concreto, se establecieron los objetivos secundarios siguientes: S1 Comprobar si existen principios de diseño que sean generalizables para el diseño de ortesis de temblor en general. S2 Calcular las especificaciones técnicas que debe tener cualquier actuador para ser utilizado en las ortesis de temblor. S3 Valorar aquellas tecnologías de actuadores que, de acuerdo con el estado del arte, están ya maduras para ser utilizadas en ortesis de supresión del temblor. S4 Construir ortesis de supresión del temblor con aquellas tecnologías que estén maduras. 1.2. OBJETIVOS Y PLAN DE TRABAJO 65 1.2.2. Plan de trabajo El plan de trabajo puede verse en la figura 1.20 y consta de tres grandes fases: 1. El cálculo de las especificaciones técnicas de los actuadores a incorporar en la ortesis. 2. La obtención de criterios de diseño para elaborar ortesis de supresión del temblor. 3. La validación de las ortesis desarrolladas con los criterios de diseño obtenidos. Cada una de las fases se divide en una serie de tareas diseñadas para conseguir la consecución del objetivo principal y los objetivos secundarios planteados. La figura 1.20 muestra la relación existente entre las tareas y el objetivo principal y los objetivos secundarios establecidos. Las especificaciones técnicas para la elección de los actuadores son: ancho de banda, el esfuerzo máximo a aplicar —que será fuerza o par dependiendo de si el actuador es lineal o rotatorio— y la potencia nominal del actuador. El ancho de banda está bien descrito en la bibliografía (tabla 1.1). En cambio los esfuerzos y la potencia articulares asociados al temblor no están descritos en la bibliografía científica, por lo tanto, es necesaria su estimación. Para ello será necesario efectuar medidas en personas con temblores patológicos y estimar ambos parámetros a partir de un modelo biomecánico. En cuanto a los criterios de diseño, se obtuvieron a partir del desarrollo de una ortesis para llevar puesta basada en motores de corriente continua. Una ortesis de este tipo no puede aspirar a convertirse en una ortesis comercial, dado el volumen de los actuadores y el aspecto que puede llegar a tener la ortesis, pero los motores de corriente continua ofrecen suficiente flexibilidad para implementar distintas estrategias de supresión del temblor y poder comprobar la utilidad de la aproximación de ortesis para llevar para la supresión del temblor y con ello garantizar la consecución del objetivo principal. Además, se valoraron las posibilidades de nuevas tecnologías de actuadores para el desarrollo de ortesis para la supresión del temblor. Las tecnologías valoradas fueron: fluidos magnetorreológicos y polímeros electroactivos. Con los actuadores que se consideraron tecnológicamente viables se construyeron ortesis según los principios 66 CAPÍTULO 1. INTRODUCCIÓN Registro de temblores patológicos Elaboración de un modelo biomecánico Cálculo de las especificaciones técnicas Obtención de los principios de diseño Valoración de tecnologías alternativas Selección de actuadores Diseño de una ortesis basada en motores de continua Diseño de una ortesis alternativa Validación 1 Validación 2 Conclusiones Caracterización del temblor patológico Criterios de diseño Validación Objetivo principal Objetivo S4 Objetivo S3 Objetivo S1 Objetivo S2 Figura 1.20: Plan de trabajo 1.2. OBJETIVOS Y PLAN DE TRABAJO 67 ortésicos obtenidos en el desarrollo de la ortesis basada en motores de corriente continua. De este modo se pudo valorar hasta que punto, los los principios ortésicos obtenidos eran extrapolables para el diseño de nuevas ortesis de temblor. Por último, en la fase de validación se comprobó la eficiencia alcanzada en las ortesis desarrolladas, entendiendo eficiencia como el temblor suprimido respecto del temblor existente. Dada la plasticidad del temblor patológico, y dada la plasticidad del sistema nervioso central, fue necesario realizar las medidas en personas con temblor patológico. Capítulo 2 Material y métodos En cuanto a España, le fue imposible reunir más de ciento diez reales. Dijo como pretexto que tenía que terminar sus ferrocarriles. Julio Verne «De la Tierra a la Luna» Tal como se ha comentado en el apartado 1.2 el trabajo que se presenta en esta tesis está dividido en tres fases (figura 1.20): 1. Caracterización del temblor patológico 2. Criterios de diseño 3. Validación El propósito de la primera fase de caracterización del temblor patológico es determinar qué parámetros físicos están relacionados con la severidad del temblor y ser capaces de establecer los requisitos técnicos que debe tener una ortesis para la supresión del temblor. El propósito de la segunda fase de obtención de criterios de diseño es determinar los requisitos que debe tener una ortesis de supresión del temblor para ser efectiva. El material y métodos de esta segunda fase se especifica en los apartados, criterios de diseño ortésico yvaloración de tecnologías alternativas. Por último, el propósito de la fase de validación es ser capaces de determinar la reducción en la severidad del temblor obtenida mediante el uso de ortesis para la supresión del temblor. 69 70 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS 2.1. Caracterización del temblor patológico La caracterización del temblor patológico era necesaria para establecer una medida objetiva del temblor que nos permitiera con posterioridad valorar la reducción de temblor conseguida con las distintas ortesis desarrolladas, y para la estimación de los requisitos técnicos que debían satisfacer los actuadores a emplear en las ortesis. 2.1.1. Registro de los temblores patológicos Para caracterizar el temblor patológico, se realizaron las mediciones en pacientes con temblor patológico en el miembro superior. Las mediciones se realizaron en el Hospital General Universitario de Valencia en pacientes del Servicio de Neurología que aceptaron participar de manera voluntaria. Los pacientes tenían temblores patológicos severos resistentes al tratamiento, al menos en una de las extremidades superiores. La mayoría de las personas que participaron en el estudio estaba recibiendo tratamiento para el temblor durante la realización de las pruebas. El tratamiento no fue interrumpido antes ni durante la realización de las pruebas. En cada sesión había: 1. Un técnico para la instalación del equipamiento y el registro de la señal 2. Un técnico que dirigía la sesión de registro y daba las instrucciones a la persona que participaba en el ensayo 3. Un neurólogo que se encargaba de la relación con el participante y de su valoración funcional. 2.1.1.1. Elección de la muestra La experimentación se dividió en dos fases: en la primera fase se reclutaron seis pacientes para la valorar la idoneidad del equipamiento y el protocolo utilizado. Tras esta validación se inició la segunda fase en la que se midieron a todos los pacientes del servicio de Neurología del Hospital General Universitario de Valencia que aceptaron voluntariamente tomar parte 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 71 Cerebeloso Esencial Parkinson Otros Total Hombres 2 17 1 2 22 Mujeres 2 6 2 2 12 Total 4 23 3 4 34 Tabla 2.1: Participantes en la experimentación para la estimación de los esfuerzos articulares asociados al temblor en la experimentación con el fin de completar un total de 30 pacientes medidos. Finalmente, el número de pacientes medidos fue ligeramente superior. Durante la segunda fase se midió a 28 pacientes que sumados a los 6 de la fase previa hicieron un total de 34 pacientes medidos. Como puede observarse (tabla 2.1), la mayoría de los pacientes medidos eran hombres. Lo cual era esperable, dado que la enfermedad de temblor con mayor prevalencia es el temblor esencial y tiene mayor incidencia en hombres que en mujeres. La mayor parte de las personas medidas tenían temblor esencial que, tal como se ha comentado, es la patología de temblor más frecuente. En la muestra había únicamente tres pacientes con enfermedad de Parkinson. Esto se debe a varios factores. Por un lado la enfermedad de Parkinson tiene otros síntomas como la rigidez articular que son más característicos y más discapacitantes. Además, las personas enfermas de Parkinson suelen tener otros trastornos del movimiento, asociados a efectos secundarios de la medicación —como la l–dopa—, como movimientos discinésicos1. El temblor más característico de la enfermedad de Parkinson es un temblor de reposo que la persona puede evitar conscientemente. Las tres personas que participaron en el estudio con enfermedad de Parkinson se encuadran dentro del 15 % de las personas afectadas por esta patología que tienen temblores posturales. Dentro del epígrafe “otros”, se encuentran dos temblores por ataxia, un temblor postraumático y un temblor de diagnóstico dudoso. 2.1.1.2. Elección de la instrumentación Para la elección de la instrumentación se valoraron las siguientes alternativas: 1. Acelerómetros 1movimientos involuntarios de carácter no repetitivo. 72 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS 2. Fotogrametría 3. Electrogoniómetros 4. Giroscopios En principio, cualquiera de las alternativas podía ser adecuada para la realización de las medidas. Por ello se utilizó la metodología de Pugh [65] para la elección de la instrumentación más adecuada. La metodología de Pugh utiliza una tabla como forma de entrada de la información, de manera que en las columnas tenemos las distintas posibilidades a elegir y en las filas se encuentran los aspectos que se van a valorar para realizar la elección. La valoración se realiza en una escala de 5 valores. Habitualmente la valoración se representa con un conjunto símbolos. Los símbolos que se utilizaron en nuestro caso, desde la puntuación más negativa a la más positiva fueron los siguientes: --, -, =, +, ++. Cada uno de estos símbolos tenía una puntuación asociada (desde −2a+2). Tras valorar cada una de las alternativas para cada uno de los ítems se eligió la alternativa cuya suma de puntuaciones fue mayor. En nuestro caso, los aspectos relevantes para la elección de la instrumentación fueron: Precisión: Error máximo de medida. Resolución: Mínima diferencia de medidas permitida por el equipo. Frecuencia: Ancho de banda del sistema de medida. Medida: Necesidad de la medida para la caracerización biomecánica del temblor. Usabilidad: Facilidad de utilización de los procedimientos de medida. Transportabilidad: Facilidad para transportar el sistema. En cuanto a la precisión, tanto los acelerómetros como los giróscopos considerados tenían una precisión de 0,01gy0,1rad/s, la precisión de los goniómetros es ±1grado y la precisión del sistema de fotogrametría viene determinada fundametalmente por la calibración del sistema que, a su vez, depende de la posición de las cámaras —en distancia y en orientación— de las escenas que se pretende registrar así como de los algoritmos de calibración de las cámaras y de la óptica que éstas utilicen. 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 73 Acel. Giros. Gonióm. Fotogram. Precisión ++ ++ = ++ Resolución ++ ++ ++ ++ Frecuencia ++ ++ ++ - Medida -- - + + Usabilidad + + ++ - Transportabilidad ++ ++ ++ -- Total 7 8 9 1 Tabla 2.2: Elección de la instrumentación más adecuada de acuerdo al método de Pugh Respecto a la resolución, tanto los acelerómetros como los goniómetros o los giróscopos son instrumentos analógicos, por lo tanto su resolución depende casi exclusivamente del sistema de adquisición de datos utilizado. Por último, la resolución del sistema de fotogrametría está condicionada por el número de píxeles de las cámaras de vídeo utilizadas y por la posición y la orientación de las cámaras. La frecuencia de muestreo para acelerómetros, giróscopos y goniómetros puede establecerse desde el sistema de adquisición de datos. El ancho de banda de los instrumentos es suficiente para el registro de los temblores patológicos. El ancho de banda del sistema de fotogrametría viene determinado por la señal de registro de video (50Hz) —los sistemas de video de alta velocidad, sin embargo, pueden evitar este problema llegando a frecuencias de muestreo suficientemente elevadas— En cuanto a la medida, para el cálculo de los momentos articulares es necesario conocer la posición y la aceleración de los segmentos consecutivos. La aceleración puede obtenerse mediante la doble derivación de la señal angular asumiendo el error cometido. El cálculo de la posición por integración de la velocidad y la aceleración lleva a errores de deriva inadmisibles para los tiempos de registro de la señal requeridos —entre 30sy60s—. La fotogrametría, mediante un emplazamiento adecuado de los marcadores, permite conocer la posición relativa entre cualesquiera dos segmentos y entre éstos y un sistema de referencia exterior, mientras que la goniometría únicamente permite conocer la posición angular entre dos segmentos consecutivos. Por lo que respecta a la usabilidad, tanto acelerómetros como giróscopos y goniómetros ofrecen salida directa en el momento de 80 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS de las características antropométricas del paciente. La mayoría de estos modelos suponen un determinado modelo cinemático subyacente —que, entre otras cosas, define los segmentos sobre los que se calculan los parámetros—. En el cálculo de los esfuerzos articulares se utilizaron las ecuaciones de movimiento recursivas de Newton–Euler con el procedimiento de cálculo de Luh et al. [54]. Luh et al. mejoraron las ecuaciones de movimiento recursivas de Newton–Euler al referir todas las velocidades, aceleraciones, matrices inerciales, localización de centros de masa de cada elemento y fuerzas/momentos a su propio sistema de coordenadas [35]. Una de las consecuencias más importantes de esta modificación es que el tiempo de cálculo de los pares es linealmente proporcional al número de articulaciones de la cadena cinemática e idendependiente de la configuración. Lo cual permite la aplicación del algoritmo en un bucle de control de tiempo real [35]. En el anexo C se encuentra la formulación de Newton–Euler desarrollada por Luh et al. [54]. 2.1.2.1. Elección del modelo biomecánico De entre los modelos paramétricos encontrados en la revisión bibliográfica, el que mejor se ajustaba a las necesidades de ser un modelo paramétrico que fuera función de las características antropométricas de los usuarios era el de Zatsiorsky–Seluyanov, del cual Leva [51] realizó una serie de correcciones para la obtención de los parámetros antropométricos. Las tablas de Zatsiorsky–Seluyanov se elaboraron sobre una base de datos de atletas, por lo que su uso para la estimación de parámetros biomecánicos de personas mayores está sujeta a error. Las medidas obtenidas pueden dar un error por exceso dada la mayor proporción de tejido muscular y menor proporción en tejido graso de las personas jóvenes siendo la densidad del tejido muscular mayor que la del tejido graso. Además, la deshidratación de los tejidos blandos con la edad da lugar también a una menor densidad para el mismo tipo de tejido y, por consiguiente, menor componente inercial. Las tablas antropométricas de Leva–Zatsiorsky–Seluyanov permiten estimar los radios de giro de los segmentos correspondientes al antebrazo y la mano a partir de la longitud del antebrazo (FL), la longitud de la mano (HL) y el peso del usuario (Bm) (tabla 2.4). 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 81 La estimación del peso del antebrazo (FM) y del peso de la mano (HM) se realiza a partir del peso del usuario (tabla 2.4). El modelo biomecánico elegido consta de los movimientos de flexoextensión de codo, pronosupinación del antebrazo, flexoextensión de muñeca y desviación de muñeca. Todos los movimientos se asimilan a pares inferiores de un grado de libertad. Para el desarrollo del modelo se utilizó la parametrización de Denavit y Hartenberg [20], que es una metodología sistemática para la modelización de cadenas cinemáticas abiertas. El sistema ofrece un modo sencillo para calcular las matrices de transformación de los segmentos sucesivos de una cadena cinemática, indicando de qué modo han de ubicarse los ejes de referencia locales en cada uno de los segmentos. A partir de la ubicación de los ejes de referencia, permite la obtención de las matrices de transformación en base a cuatro parámetros (d,a,θyα). De este modo, se puede obtener la posición de los distintos elementos de la cadena realizando el producto matricial de las matrices de transformación de cada uno de los segmentos. La notación que se sigue en esta tesis para las matrices de transformación, los parámetros y los ejes de cada uno de los segmentos es la siguiente: El subíndice indica el segmento al que estamos haciendo referencia. Así, por ejemplo z1hace referencia al eje zdel sistema de referencia local asociado al segmento 1. Por extensión a la notación anterior el subíndice ihace referencia al segmento actual —por ejemplo zies el eje zdel sistema de referencia local asociado al segmento al que nos estamos refiriendo— y los subíndices i−1ei+ 1 hacen referencia respectivamente al segmento anterior y posterior de la cadena. El primer segmento es el que está situado en la base de la cadena, el último segmento es el que define el extremo libre de la cadena cinemática. Las matrices de transformación se anotan del siguiente modo: aRbdonde Res la matriz, aes el segmento al que transforma y bes el segmento desde el que transforma, así iR0es la matriz que transforma desde el sistema de referencia universal hasta el segmento actual. 82 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS Masa CdG Matriz de Inercias Antebrazo 0,016 Bm[0 FL(0,4557 −1) 0]   0,0849 0 0 0 0,0908 0 0 0 0,146  ·FMF2 L Mano 0,006 Bm[0 HL(0,79 −1) 0]   0,555 0 0 0 0,424 0 0 0 0,658  ·HMH2 L Tabla 2.4: Parámetros inerciales del modelo biomecánico 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 83 Figura 2.4: Parámetros de Denavit–Hartenberg De acuerdo con la metodología de Denavit y Hartenberg, la ubicación de los ejes de referencia debe hacerse del siguiente modo: Elegir un sistema de coordenadas fijo asociado a la base de la cadena. Localizar el eje zide cada articulación: Si la articulación es rotativa, el eje será el eje de giro. Si es prismática, el eje determinará la dirección de deslizamiento. Situar el eje xien la línea normal común al eje zi−1y el eje zi. Si son paralelos, se elige sobre la línea normal que corta a ambos ejes. Situar el eje yide modo que el sistema de referencia sea dextrógiro. La explicación de cada uno de los parámetros es la que se indica a continuación y se puede ver en la figura 2.4: diEs la distancia desde el origen del sistema de coordenadas i−1 hasta la intersección del eje zi−1con el eje xia lo largo del eje zi−1. aiEs la distancia de separación desde la intersección del eje zi−1con el eje xihasta el origen del sistema ia lo largo del eje xi(o la distancia más corta entre los ejes zi−1yzi). θiEs el ángulo de la articulación del eje xi−1al eje xirespecto del eje zi−1(utilizando la regla de la mano derecha). αiEs el ángulo de separación del eje zi−1al eje zirespecto del eje xi (utilizando la regla de la mano derecha). 84 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS Figura 2.5: Modelo biomecánico de antebrazo Segmento d a θ α 1.– Flexoextensión de codo 0 0 β+π 2 π 2 2.– Pronación–supinación FL0βπ 2 3.– Flexoextensión de la muñeca 0 0 β+π 2 π 2 4.– Abducción–aducción de la muñeca 0 FLβπ 2 Tabla 2.5: Parametrización según Denavit–Hartenberg [20] del modelo biomecánico de antebrazo. Ya que la parametrización de Denavit y Hartenberg está ideada para modelizar un grado de libertad en cada articulación y dado que en nuestro caso, tanto en la articulación del codo como en la de la muñeca tenemos dos grados de libertad —pronosupinación y flexoextensión en el codo y abducción–aducción y flexoextensión en la muñeca—, era necesario incluir un segmento virtual tanto en el codo como en la muñeca. Con este segmento virtual modelizábamos el grado de libertad extra. Llamamos segmento virtual a un segmento que no tienen masa ni dimensiones asociadas. En la figura 2.5 se puede ver la ubicación de los sistemas de referencia del modelo biomecánico empleado. La tabla 2.5 nos muestra los parámetros de Denavit y Hartenberg para cada segmento del modelo. Tal como se deduce de la figura, el segmento 1 y el segmento 3 son los segmentos virtuales del modelo. Se utilizan para modelar los grados de libertad añadidos en cada articulación. La transposición de los parámetros de masa e inercia de Zatsiorsky– Seluyanov a este modelo es directa. La tabla 2.4 muestra los parámetros inerciales para el segmento 2 —relativo al antebrazo— y 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 85 el segmento 4 —relativo a la mano—. Los segmentos 1 y 3 son los segmentos virtuales que se han comentado anteriormente y no se muestran ya que no tienen asociada masa ni matriz de inercias—. El modelo seleccionado tenía las siguientes limitaciones: El modelo cinemático es una simplificación, en realidad, ninguna de las articulaciones seleccionadas se comporta como un par inferior. Esta simplificación es especialmente importante para el movimiento de pronosupinación que se desarrolla a lo largo del antebrazo, no está centrado en la articulación del codo, tal como se ha supuesto. Esto implica que los pares y las potencias vinculadas al movimiento de pronosupinación van a estar sobrestimadas. Los parámetros inerciales, no tienen en cuenta las deformaciones de los segmentos. Esto es especialmente importante en la mano, la flexión de los dedos y los movimientos de carpo hacen cambiar los parámetros inerciales de la mano. En el modelo se ha supuesto que la mano está siempre estirada, lo que conlleva sobrestimar los pares y las potencias en la muñeca. Los productos de inercia se han despreciado, esto implica una fuente de error en el cálculo de los pares y consiguientemente de las potencias calculadas. Los movimientos realizados por los pacientes no implicaban el contacto con ningún otro objeto, se le comunicaba al sujeto que debía apuntar a distintos sitios o seguir una trayectoria, pero sin llegar a tocar, por este motivo el modelo no incluía fuerzas de contacto. Únicamente uno de los movimientos requería mover un vaso, se seleccionó un vaso muy ligero (de polietileno) para que su contribución a los parámetros cinéticos del modelo fueran despreciables. 2.1.2.2. Implementación del modelo El modelo se implementó en Simulinkr, de este modo se podía utilizar dentro de la plataforma RealTime Workshop de MatLabT M como un estimador de potencia y formar parte del bucle de control de los sistemas que se desarrollaran. Se creó un módulo genérico de antebrazo y mano para que permitiera de modo sencillo el cálculo de los parámetros cinemáticos e 86 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS Figura 2.6: Máscara del modelo biomecánico de antebrazo y mano con los parámetros antropométricos requeridos inerciales a partir de las características antropométricas de la persona ensayada (figura 2.6). Debajo del módulo genérico se hallaba anidada una estructura de cuatro bloques, representando cada uno de los cuatro sólidos rígidos de que consta el modelo y que se han comentado en el apartado anterior (figura 2.7). Los detalles del modelo desarrollado en Simulinkrse encuentran en el anexo D. 2.1.3. Cálculo de las especificaciones técnicas Para calcular las especificaciones técnicas se utilizaron las características antropométricas de los usuarios y las señales de los electrogoniómetros y se calculó la potencia y el par instantáneos para cada articulación. El objetivo era poder seleccionar los actuadores basándonos en un parámetro de esfuerzo nominal —par o fuerza— y un parámetro energético nominal —potencia nominal—. Sin embargo, los parámetros que obtenemos del modelo son el momento y la potencia instantáneos. Una primera aproximación para estimar, a partir de los resultados obtenidos, los parámetros nominales sería utilizar los valores cuadráticos 2.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 87 Figura 2.7: Modelo de sólidos rígidos del antebrazo realizado en Simulinkr. 88 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS medios de las estimaciones. Sin embargo, esta sería una aproximación a la baja, dado que el temblor no está presente en todo el proceso de medida. Como alternativa, se eligieron como valores nominales los valores del tercel cuartil de los valores instantáneos. 2.2. Criterios de diseño ortésico Para el desarrollo de cada una de las ortesis se revisaron criterios de diseño de cada uno de los aspectos relevantes. Por ello se tuvieron en cuenta los principios de diseño de ortesis convencionales respecto a la protección de las estructuras corporales. Las presiones máximas a aplicar, la alineación de las ortesis y las zonas libres articulares. A su vez, las ortesis se diseñaron de acuerdo con los principios ortésicos para la supresión del temblor y que se basan en la asunción de nuevas restricciones basadas en el carácter dinámico del temblor. Por último, el diseño mecánico de cada una de las ortesis se adecuó a las características de los actuadores elegidos y de las articulaciones a controlar. 2.2.1. Principios ortésicos generales Tal como se ha comentado anteriormente, en el diseño ortésico se han tenido en cuenta una serie de restricciones utilizadas habitualmente en el diseño de sistemas ortésicos funcionales. Estas restricciones, se han agrupado en tres apartados: 1. Alineación de la ortesis 2. Protección de las estructuras corporales 3. Áreas libres articulares A continuación se comentan los aspectos relacionados con cada una de ellas. 2.2.1.1. Alineación de la ortesis Los aspectos de alineación de las ortesis son relevantes para correcta ubicación de las articulaciones mecánicas con respecto de las 2.2. CRITERIOS DE DISEÑO ORTÉSICO 89 Figura 2.8: Alineación del codo articulaciones fisiológicas. Los movimientos que se tienen que controlar con las ortesis son los relativos a flexoextensión de la muñeca, flexoextensión del codo y pronosupinación. El eje mecánico del sistema de flexoextensión de codo se alineó con la línea imaginaria que une las prominencias óseas del húmero: el epicóndilo y la epitróclea (figura 2.8). El eje mecánico de la flexoextensión de la muñeca se ubicó alineado con la línea media de la muñeca, justo por delante del extremo de la apófisis estiloides cubital. (figura 2.9). En cuanto al movimiento de pronosupinación, dado que su eje de rotación es interno respecto al segmento del antebrazo —y por lo tanto no es posible poner actuadores ni elementos de restricción alineados con él—, para su control se consideró una aproximación similar a la empleada en el Golden Arm [2], en el cual el estado de rotación de una barra paralela al antebrazo controla el estado de rotación del antebrazo. Para la ubicación de la barra se tuvo en cuenta la estructura anatómica del antebrazo (1.1.3.1): el movimiento de pronosupinación es, básicamente, un movimiento de rotación del radio alrededor del cúbito. El cúbito es el hueso más importante de la articulación del codo, mientras que el radio es la articulación más importante en la muñeca. Por ello se situó un apoyo en el extremo proximal —y por lo tanto apoyado fundamentalmente sobre el cúbito— y otro apoyo en el extremo distal —y, por lo tanto, apoyado fundamentalmente sobre el radio—. 96 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS contrapartida, la acción de esta ortesis no puede provocar, por sí misma, que el temblor se traslade a otras articulaciones. Si consideramos que la ortesis aplica una componente viscosa pura, el esquema mostrado en la figura (figura 2.12) es equivalente al Viscous Beam de Kotovsky y Rosen [46]). Este caso es el de un sistema retroalimentado, en el que la fuerza generada en la ortesis se opone al momento de la articulación (anexo B), la respuesta del sistema será en este caso la mostrada en (2.8). Θ(s) = 1 Bw+Ho(s)·T(s)(2.8) Se puede observar que (2.8) es idéntica a (1.10), por lo que, en una ortesis para llevar puesta se pueden utilizar también los algoritmos propuestos por Pledgie et al. [63]. 2.2.2.3. Efectos del contacto piel–ortesis Hasta ahora hemos considerado que la ortesis está firmemente sujeta a cada uno de los segmentos que se pretenden controlar, sin embargo en el caso de las ortesis, la sujeciones se realizan a través de apoyos externos. Estos apoyos descansan sobre la piel del usuario de la ortesis, por lo que, para el diseño de la ortesis, fue necesario tener en cuenta el modo en que las capas de tejidos blandos situados entre la ortesis y el esqueleto del sujeto influyen en el comportamiento de la ortesis. La figura (2.13) muestra una ortesis para llevar puesta en la que se han tenido en cuenta las características del contacto de la ortesis a través de la piel. En este caso, la rigidez dinámica global de la ortesis, incluyendo la de los contactos, puede escribirse tal como se muestra en (2.9). Bt=Bs1·Bs2·Bo Bs1·Bs2+Bs1·Bo+Bs2·Bo (2.9) Si consideramos que la rigidez en ambos segmentos es la misma y despreciamos la componente viscosa, podemos simplicar (2.9) en (2.10) en la que Kes la rigidez del contacto. Además, cuando KBo, tenemos que Bt=Bo, es decir el caso ideal mostrado en 2.8. Bt= K 2·Bo K 2+Bo (2.10) 2.2. CRITERIOS DE DISEÑO ORTÉSICO 97 Figura 2.13: Modelo con el contacto ortesis–segmento corporal. Figura 2.14: Pérdida de efectividad debida a la rigidez del contacto. Sin embargo, para condiciones de baja rigidez del contacto, la ortesis puede perder eficacia. La figura (2.14) muestra la pérdida de efectividad de una ortesis debido a la rigidez del contacto para un temblor patológico en torno a los 4Hz. Este efecto adverso puede evitarse aumentando la rigidez del contacto entre la ortesis y el segmento corporal correspondiente (figura 2.15). Este efecto es especialmente importante en las ortesis basadas en actuadores lineales cuya línea de actuación es paralela al segmento corporal, dado que la rigidez de los tejidos blandos en el plano tangencial es un orden de magnitud inferior a la rigidez en el plano normal. 98 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS Figura 2.15: El efecto de aumentar la rigidez del contacto. Además, la rigidez entre los apoyos de la ortesis y el segmento corporal pueden producir pérdidas de rendimiento de la ortesis debido a pérdidas de alineamiento de la ortesis. La figura 2.16 muestra gráficamente este efecto: En la figura 2.16(a) se ha esquematizado el contacto entre la ortesis y la piel y se ha dejado una separación entre ambos para representar la rigidez del contacto. En la figura 2.16(b), el segmento corresponiente a la mano se ha movido, pero la ortesis no actúa debido a la pérdida de alineación entre la ortesis y la mano. 2.2.2.4. Tres principios para el diseño de la supresión del temblor por medios ortésicos Las consideraciones realizadas en los apartados anteriores se definieron en forma de principios ortésicos para desarrollar ortesis de supresión del temblor. Estos principios, tienen carácter general y son de aplicación a cualquier posible diseño de ortesis. Se enumeran a continuación. Primer principio: Restringir en distancia los apoyos de la ortesis entre los distintos segmentos corporales. El objeto de este principio es evitar que la baja impedancia asociada con la componente tangencial de la rigidez de los tejidos blandos haga perder efectividad a la ortesis. La restricción en longitud entre los apoyos de la ortesis, tal como se muestra en la figura (2.17)aumenta la rigidez del contacto por un factor de 4. 2.2. CRITERIOS DE DISEÑO ORTÉSICO 99 (a) Posición de reposo (b) Movimiento de la mano Figura 2.16: Pérdida de efectividad debida a desalineamientos. Figura 2.17: Restricción en longitud para aumentar la rigidez equivalente del contacto. 100 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS La rigidez equivalente del sistema ortesis + contactos es el que se muestra en la equación 2.11. Bt=Bo·(Bs1+Bs2) Bo+Bs1+Bs2 (2.11) Teniendo en cuenta las mismas simplificaciones que nos han llevado a la ecuación 2.10 —misma rigidez y componente viscosa despreciable— la ecuación 2.11 simplifica a la ecuación 2.12. Bt=2K·Bo 2K+Bo (2.12) Segundo principio: Aumentar la presión de contacto entre la ortesis y los segmentos corporales. Las características tenso–deformacionales de los tejidos blandos son altamente no–lineales. El comportamiento se asemeja al de un material hiperelástico en el que la rigidez aumenta al aumentar la presión de contacto. Por lo tanto, una forma de incrementar la rigidez aparente del contacto es aumentar la presión del contacto y movernos hacia arriba en las curvas de tensión–deformación. Esta estrategia tiene dos restricciones (ya apuntadas en el apartado 1.1.4.2): la primera es la seguridad y la segunda es el confort. Para cumplir los requisitos de seguridad es conveniente que la presión se encuentre siempre bajo el nivel de la presión de isquemia, aproximadamente 30 mm Hg [48]. El aspecto del confort es más problemático dado que no hay reglas claras y es altamente dependiente de la forma del contacto y de las características dinámicas de la presión de contacto, tal como se ha comentado en el apartado 1.1.4.2. Tercer principio: Cada soporte debe tener al menos tres puntos de contacto distintos con el segmento corporal al que está unido. El objeto de este principio es evitar la pérdida de alineamiento entre las fijaciones y el segmento corporal. 2.3. Valoración de tecnologías alternativas Dado que el objeto de la tesis es obtener requisitos biomecánicos generales para el diseño de ortesis que supriman el temblor, el uso de 2.3. VALORACIÓN DE TECNOLOGÍAS ALTERNATIVAS 101 distintas alternativas tecnológicas nos permitía verificar si las hipótesis eran adecuadas. Para ello se eligieron una serie de actuadores que cumplían con los requisitos de par, potencia y ancho de banda necesarios, además de otra serie de requisitos como son: 1. Un tamaño y un peso adecuados para ser manejados por el brazo. 2. Diversidad de funcionamiento, especialmente la existencia de actuadores lineales y actuadores giratorios. 3. El rendimiento energético, clave para una solución comercial, no se tuvo en cuenta ya que se trataba de verificar si los conceptos de diseño eran adecuados. 2.3.1. Selección de actuadores De acuerdo con lo establecido en el apartado anterior se diseñaron dos ortesis usando alternativas distintas. Una de las ortesis estaba basada en motores de corriente continua y otra ortesis estaba basada en un amortiguador lineal de fluidos magnetorreológicos. De este modo teníamos una ortesis basada en actuadores giratorios —los motores de corriente continua— y otra ortesis basada en un actuador lineal —el basado en los fluidos magnetorreológicos—. 2.3.2. WOTAS: diseño de una ortesis basada en motores de corriente continua La ortesis basada en motores de corriente continua se denominó WOTAS, acrónimo ingles de Wearable Orthosis for Tremor Assessment and Suppression. Una de las ventajas de usar motores de corriente continua es la flexibilidad que permiten para aplicar distintas estrategias para la supresión del temblor. Así sobre esta ortesis se programaron dos algoritmos para la supresión del temblor: uno basado en un filtro de rechazo de banda y otro basado en cambios en la impedancia mecánica —es decir la estrategia de Pledgie et al. [63]—. En concreto, y dado que la ortesis alternativa era un amortiguador, se simuló una viscosidad extra añadida a cada una de las articulaciones que se pretendían controlar para poder comparar la eficacia debida a la estrategia y la debida a la implementación de distintos actuadores. 102 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS La flexibilidad de los motores de corriente continua permitía abarcar distintas articulaciones de manera simultánea, de manerá que la ortesis WOTAS era un exoesqueleto que abarcaba las articulaciones de codo, muñeca y antebrazo. Concretamente los movimientos de flexoextensión de codo, flexoextensión de muñeca y pronosupinación del antebrazo. 2.3.3. DVB: Diseño de ortesis alternativas Dado que el actuador era un amortiguador lineal, la estrategia a aplicar sobre la articulación fue el aumento de la viscosidad que, tal como se ha comentado con anterioridad, fue también una de las estrategias aplicadas por WOTAS. De acuerdo al apartado 1.1.5.1, existía una ortesis basada en la aplicación de viscosidad a la articulación que tiembla mediante un actuador lineal, la llamada Viscous Beam [46]. Por ello, la ortesis desarrollada incorporó los elementos relevantes de la ortesis publicada. Por ello también el acrónimo que identificaba la ortesis es DVB—Double Viscous Beam—. Tal como en el Viscous Beam, en el DVB se controlaba la articulación de la muñeca ubicando el actuador lineal en la parte dorsal del antebrazo. El actuador utilizado consistía en un núcleo central que se movía dentro de un espacio lleno del fluido magnetorreológico (figura 2.18). Las pletinas y la superficie del núcleo estaban unidas a través de una bolsa flexible de modo que el fluido magnetorreológico estuviera contenido entre la pletina y el núcleo (figura 2.19). La bolsa flexible, estaba realizada en poliuretano, dado que este material es compatible con el fluido magnetorreológico utilizado. El campo magnético responsable de sintonizar la viscosidad de los fluidos magnetorreológicos se generaba mediante una bobina arrollada lateralmente que creaba un flujo magnético perpendicular a la bolsa flexible que contiene los fluidos (figura 2.19), de este modo, se conseguía fabricar un actuador de perfil bajo —y cuyo peso no excedía los 200 gramos—. La principal ventaja de contener el fluido magnetorreológico entre la pletina y el núcleo era evitar la fricción estática asociada a los métodos convencionales para contener los fluidos magnetorreológicos. Esto se conseguía porque cuando el núcleo se movía no comprime el fluido magnetorreológico y la dirección del núcleo era fundamentalmente paralela con respecto a las superficies del núcleo y de la pletina. 2.3. VALORACIÓN DE TECNOLOGÍAS ALTERNATIVAS 103 Figura 2.18: Configuración del actuador basado en fluidos magnetorreológicos Desplazamiento Fuerza Dirección del flujo Velocidad Fluido MRF Fluido MRF Figura 2.19: Actuador basado en fluidos magnetorreológicos. Principio de funcionamiento 104 CAPÍTULO 2. MATERIAL Y MÉTODOS 2.4. Validación Tal como se ha comentado en la sección 2.3, se eligieron dos tecnologías para el desarrollo de ortesis para la supresión del temblor, que dieron origen a dos ortesis denominadas WOTAS yDVB. Ambas ortesis se validaron con personas con temblor en el miembro superior. A continunción se describe el diseño experimental. 2.4.1. Elección de la muestra Para la validar las ortesis desarrolladas se seleccionaron seis pacientes con temblor patológico por parte del Departamento de Neurología del Hospital General Universitario de Valencia. Todos los pacientes fueron informados del alcance de las pruebas antes de la realización de las mismas y firmaron un formulario de consentimiento (ver anexo E). El perfil de los participantes se puede ver en la tabla 2.6. Todas las sesiones tuvieron lugar en las instalaciones del Hospital General Universitario de Valencia. 2.4.2. Elección de la instrumentación Las dos ortesis desarrolladas disponían de giroscopios [8] como sistemas para la medición de las velocidades angulares de las articulaciones, con el objeto de poder aplicar viscosidades aparentes a las articulaciones que cada una de las ortesis controlaba. Por ello la instrumentación seleccionada para la medición de la señal temblorosa en cada una de las dos ortesis han sido los giroscopios que las propias ortesis incorporaban. 2.4.3. Protocolo de ensayo El equipo para la realización de las pruebas clínicas constaba de: 1. Un operador de ordenador, encargado de establecer los parámetros del sistema y de registrar las señales. 2. Un médico neurólogo, encargado de la supervisión de los ensayos y de controlar el estado del paciente. 2.4. VALIDACIÓN 105 Usuario Patología Comentarios 1 Temblor esencial Temblor esencial severo. No apreciable a simple vista tras poner cualquiera de las ortesis. 2 Temblor esencial Temblor esencial severo. No apreciable a simple vista tras poner cualquiera de las ortesis. 3 Temblor esencial Temblor esencial severo. No apreciable a simple vista tras poner cualquiera de las ortesis. 4 Temblor esencial Temblor esencial severo resistente a la medicación. Temblores postural y cinético en la muñeca y en la prono-supinación. 5 Temblor mixto Temblor bilateral severo. Diagnosticado inicialmente como temblor esencial. Durante la realización de las medidas alternaba medicación de temblor esencial con Levodopa por sospecha de enfermedad de Parkinson. Temblor postural cinético y de reposo en todas las articulaciones del miembro superior. 6 Temblor postraumático Temblor severo bilateral, aunque más evidente en el lado derecho y con una clara componente de rotación del hombro. Tabla 2.6: Perfil de los participantes en la experimentación 112 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN Parámetro Estimación Error estándar T p–valor Ordenada 2,540 0,027 94,073 <0,001 Pendiente −1,076 0,024 −44,568 <0,001 Tabla 3.1: Resultados de la regresión lineal entre la desviación y el pico 3.1.1. Estimación de la severidad del temblor Para la estimación del temblor disponemos, tal como se ha comentado en el apartado 2.1, de los registros de la escala de valoración funcional de Fahn et al. [31]. Uno de los aspectos que valora la escala es la severidad del temblor juzgada subjetivamente por el médico. Tal como se ha comentado, se utilizará la puntuación de la puntuación del apartado de valoración de la severidad en el miembro superior, que varía entre 0y12 (apartado 2.1) Por otra parte, y tal como se ha comentado en el apartado 2.1, se disponía del registro de las señales pertenecientes al temblor en los movimientos de flexoextensión de codo, flexoextensión de muñeca, abducción–adducción de muñeca y pronosupinación del antebrazo. Para cada uno de estos movimientos, se calcularon los parámetros de pico ydispersión, tal como se han comentado en el apartado 2.1 de material y métodos. Podemos observar que los parámetros dispersión y pico no son independientes (figura 3.1), sino que sus logaritmos tienen una relacion aproximadamente lineal. El análisis de regresión entre ambas variables (ln(Desv)yln(P ico)), muestra una relación significativa entre ambas (tabla 3.1). De acuerdo con los resultados de esta regresión se puede obtener de manera aproximada la relación existente entre la desviación y el pico de potencia espectral (3.1). ln(Desv) = −1,076ln(Pico)+2,54 (3.1) (3.1) es independiente de la articulación que se esté midiendo, del ejercicio que esté realizando el usuario y del usuario que esté realizando el ejercicio. Dado que uno de los objetivos principales en esta fase del análisis consiste en la obtención de un índice objetivo de severidad del temblor, se ha representado el índice subjetivo de severidad, de la escala de Fahn et al. [31] comentada anterioridad, junto con la representación 3.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 113 −1.5 −1 −0.5 0 0.5 1 1.5 −0.5 0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 ln(Dispersion) ln(Pico) Severos Moderados Figura 3.1: Relación entre la dispersión y el pico de potencia espectral, así como su relación con la severidad del temblor. Con círculos se indican aquellos casos en los que el médico ha valorado el temblor en el miembro superior con 4 puntos o menos. Con asteriscos se indican aquellos casos en los que la valoración ha sido de 5 puntos o más. Puede observarse que en el lado superior izquierdo únicamente hay casos valorados con 5 puntos o más, lo que indica una posible relación entre las medidas objetivas y las subjetivas. de los logarimos de la desviación y el pico. Tal como se puede observar, ambos estan relacionados entre sí (figura 3.1). Los valores con mayor severidad objetiva son aquellos en los que el pico de la potencia espectral es mayor y la desviación de la potencia espectral menor. Esta representación, parece sugerir una relación entre la severidad subjetiva del temblor con el pico de potencia espectral y la desviación, dado que parece existir una mayor concetración de valores subjetivos altos en la zona en la que la potencia espectral es mayor y la dispersión menor. Esta posible relación se analiza de manera cuantitativa más adelante. Para ello, se ha establecido la hipótesis de que la proyección 114 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN de ambos valores —potencia espectral y dispersión— sobre la recta de regresión nos dé un índice de severidad objetivo que esté relacionado con el subjetivo. Dada la recta de regresión entre ambos parámetros (3.1), podemos escribir lo que sería el índice de severidad objetivo —al que a partir de ahora nos referiremos a él como severidad— como (3.2) en el que Kympueden ser dos constantes arbitrarias que nosotros por conveniencia hemos tomado de modo que los valores máximo de severidad puedan variar desde 0—severidad mínima— hasta 1 —severidad máxima—. S=Kln(P D1,07 ) + m(3.2) Si simplificamos (3.2) en (3.3), obtenemos una expresión muy fácil de entender para el parámetro de severidad objetiva. En este caso, podemos observar como estaremos diciendo que un determinado temblor es más severo cuando el pico de potencia espectral es mayor y la distribución de frecuencias es menor, es decir, cuando el pico es más agudo, mayor será la severidad del temblor. S=Kln(P D) + m(3.3) Para entender la importancia de un índice de severidad de estas características, hay que tener en cuenta que para un usuario tenemos un único índice de valoración de severidad subjetiva realizado por el médico, mientras que tenemos un índice objetivo por cada movimiento registrado, en cada una de las pruebas realizadas, en algunas de las cuales el paciente no tiene temblor, mientras que en otras sí lo tiene, y ocurre lo mismo con las articulaciones medidas, en algunas tiene temblor mientras que en otras no lo tiene. Así pues, para encontrar la relación entre el valor de la severidad del temblor obtenido mediante la escala de Fahn et al. [31] y los parámetros objetidos medidos mediante la instrumentación de las diferentes pruebas, es necesario obtener un solo valor de la severidad para cada usuario a partir de las medidas del temblor en cada articulación y en cada ejercicio. Para ello es necesario agrupar los resultados obtenidos de acuerdo con (3.3) para cada articulación y cada ejercicio. En principio se ha asumido tomar el máximo valor obtenido para cada una de las articulaciones y agrupar los ejercicios de manera que representen las distintas categorías definidas por la escala de valoración funcional en la valoración de la severidad del temblor en el miembro superior (tabla 3.2). 3.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 115 Fahn Medidas Reposo Reposo Postural Brazo estirado Intención Apuntar la nariz Seguir una espiral Mover un objeto Apuntar un objeto Tabla 3.2: Agrupaciones para el cálculo de la severidad objetiva Variable R R2p–valor Severidad 0,660 0,435 <0,001 Pico 0,646 0,417 <0,001 Disp 0,523 0,274 0,003 Tabla 3.3: Valores del ajuste para la agrupación máximo Para verificar de qué modo la agrupación es capaz de predecir de manera más efectiva la severidad del temblor, se han obtenido índices alternativos para el promedio de la agrupación y el máximo valor entre las variables agrupadas. Por último, al margen de la variable definida anteriormente —severidad— se ha analizado el ajuste también para las variables pico y dispersión. Para la obtención del índice objetivo de severidad se suman los valores como en los valores de la escala de valoración funcional de Fahn et al. [31]. Los resultados se resumen en la tablas 3.3 y 3.4. Como se puede observar en las tablas, el mejor ajuste se obtiene por parte de la variable definida como severidad agrupando los movimientos por máximo, es decir, tomando como valor de severidad el valor máximo entre las severidades correspondientes al temblor en cada ejercicio. En la figura 3.2 se muestra gráficamente la correlación obtenida entre las variables de la severidad obtenida y la severidad, como se define en la escala de Fahn et al. [31]. 116 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN Variable R R2p–valor Severidad 0,631 0,398 <0,001 Pico 0,640 0,409 <0,001 Disp 0,533 0,284 0,002 Tabla 3.4: Valores del ajuste para la agrupación promedio 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 1.8 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 Severidad objetiva Valoración subjetiva (Fahn) Figura 3.2: Correlación entre el parámetro severidad objetiva y la severidad obtenida según la escala de Fahn et al. [31] 3.1. CARACTERIZACIÓN DEL TEMBLOR PATOLÓGICO 117 Hombres Mujeres P25 P50 P75 P25 P50 P75 Edad (años) 44 64 73 36 41 58 Altura (cm) 162 169 175 156 161 166 Peso (kg) 70 78 81 57 57 65 Long. antebrazo (cm) 25,2 26,5 27,0 22,5 23,8 24,8 Long. mano (cm) 18,4 20,6 21,2 18,0 18,2 18,9 Anch. antebrazo (cm) 8,5 9,2 9,8 8,0 8,2 9,0 Anch. muñeca (cm) 5,6 6,3 6,8 4,9 5,5 6,1 Tabla 3.5: Características de antropométricas de las personas que participaron en el estudio 3.1.2. Cálculo de los momentos y las potencias asociados al temblor A cada una de las personas que participaron en el estudio se les tomaron una serie de medidas antropométricas para calcular los parámetros inerciales correspondientes a los segmentos del antebrazo y la mano (tabla 3.5). Para poder estimar las potencias y los momentos articulares asociados al temblor, además de la estimación de los parámetros inerciales es necesario conocer las características cinemáticas del movimiento. Tal como se ha comentado en el apartado 2.1.1.5, los datos han sido suavizados para poder estimar de manera fiable la aceleración y la velocidad angulares a partir de los ángulos. La figura 3.3 ilustra la eficiencia de los filtros diseñados. El cálculo de la potencia y los momentos articulares se han calculado a partir de las señales angulares suavizadas, tal como se ha comentado en el apartado 2.1.2. las curvas temporales relativas a los momentos y a la potencia articulares se han obtenido a partir del modelo biomecánico desarrollado con el suavizado de las señales propuesto. Como puede observarse, el temblor no está presente en todos los momentos de la medida, por ese motivo, tomar el valor cuadrático medio de ambas magnitudes no resulta adecuado para el dimensionamiento de los actuadores de las ortesis, dado que estaríamos haciendo una estimación a la baja. Por otra parte, tomar el pico máximo de ambas magnitudes tampoco es apropiado por dos motivos, en primer lugar los máximos son puntos sujetos a una gran variabilidad y como 118 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 22.1 22.2 22.3 22.4 22.5 22.6 22.7 22.8 22.9 0.026 0.027 0.028 0.029 0.03 0.031 Flexo extensión de la muñeca tiempo (s) ángulo (rad) Figura 3.3: Suavizado de las señales del temblor. En puntos la señal suavizada, con líneas la señal registrada Percentil FlEx Muñeca Desv Muñeca PronoSup FlEx Codo 50,008 0,004 0,005 0,006 50 0,037 0,016 0,070 0,031 95 0,430 0,244 2,808 0,227 Tabla 3.6: Momentos articulares asociados al temblor por articulación en los pacientes medidos(Nm) consecuencia llevan asociado un error de medida mayor que otras medidas de la dispersión de la medida tal como el tercer cuartil o el percentil 95, en segundo lugar, la caracterización en potencia de los actuadores es en el régimen permanente y por lo tanto está más cercano a un valor medio. Por estos motivos se han tomado como adecuados para el dimensionado los valores del tercer cuartil. En la tabla 3.6 pueden verse los momentos articulares calculados, agrupados por paciente y por prueba realizada. Se puede ver como los momentos articulares están por lo general entre 0,004Nm y2,8Nm. En la tabla 3.7 se pueden ver las potencias articulares calculadas, agrupadas por los mismos conceptos que anteriormente. Vemos que la mayoría de las potencias se encuentra por debajo 1W. 3.2. DESARROLLO DE LAS ORTESIS 119 Percentil FlEx Muñeca Desv Muñeca PronoSup FlEx Codo 52,20 ·10−51,50 ·10−51,00 ·10−53,00 ·10−5 50 4,04 ·10−53,91 ·10−46,26 ·10−49,01 ·10−5 95 3,48 ·10−29,34 ·10−21,08 ·10−11,08 ·10−1 Tabla 3.7: Potencias articulares asociadas al temblor por articulación en los pacientes medidos (W) 3.2. Desarrollo de ortesis para la supresión del temblor Para el desarrollo de cada una de las ortesis se revisaron principios de diseño de cada uno de los aspectos relevantes. Por ello se tuvieran en cuenta los principios de diseño de ortesis convencionales en lo referente a la protección de las estructuras corporales, las presiones máximas a aplicar, la alineación de las ortesis y las zonas libres articulares. Todos estos principos se han comentado en el apartado 1.1.4.2. A su vez, las ortesis se diseñaron teniendo en cuenta los principios ortésicos para la supresión del temblor comentados en material y métodos (2.2.2.4) y que asumen nuevas restricciones basadas en el carácter dinámico del temblor. Por ello, se diseñaron los apoyos de las ortesis de manera que se asegurara la alineación con el segmento corporal sobre el que reposaran, se restringió la posibilidad de desplazamiento lineal entre los apoyos de las ortesis consecutivos, y se desarrollaron estrategias para poder conjugar el necesario aumento de la presión de contacto que requiere una ortesis para la supresión del temblor con los aspectos de seguridad y confort relacionados con el aumento de la presión. Por último, el diseño mecánico de cada una de las ortesis se adecuó a las características de los actuadores elegidos y de las articulaciones a controlar. A continuación se comenta el diseño realizado para cada una de las dos ortesis. 3.2.1. Desarrollo de la ortesis DVB El objetivo de la ortesis DVB era desarrollar una ortesis lo más próxima posible a una futura ortesis comercial para la supresión del 120 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN temblor. El punto de partida inicial en el diseño de DVB es la ortesis Viscous Beam de Kotovsky y Rosen [46] (figura 1.18). La ortesis DVB, al igual que el Viscous Beam es una ortesis para la supresión del temblor en el movimiento de flexoextensión de la muñeca por amortiguación viscosa. Un amortiguador viscoso funciona como un filtro pasabajo, y, por lo tanto, al disponer una amortiguador viscoso sobre un sistema que tiembla a una frecuencia elevada, la componente de mayor frecuencia del temblor queda amortiguada. En el caso del Viscous Beam, la fricción viscosa se consigue por el desplazamiento relativo de dos placas paralelas entre las que se encuentra un fluido viscoso, tal como se indica en el apartado 1.1.5.1. Los autores de Viscous Beam desarrollaron tres amortiguadores alternativos, cada uno con una viscosidad distinta para permitir a los usuarios elegir el grado de viscosidad que era capaz de reducir al máximo el temblor e interferir lo menos posible en el movimiento voluntario. En el caso del DVB, la amortiguación puede sintonizarse a través del sistema de regulación. 3.2.1.1. Principios ortésicos generales en DVB Tal como se ha comentado anteriormente, en el diseño ortésico de DVB se han tenido en cuenta una serie de restricciones utilizadas habitualmente en el diseño de sistemas ortésicos funcionales. Estas restricciones, se han agrupado en tres apartados: 1. Alineación de la ortesis 2. Protección de las estructuras corporales 3. Áreas libres articulares A continuación se comenta el modo en que se ha implementado cada una de ellas. En principio la alineación de DVB no es especialmente problemática dado que se trata de una ortesis con un actuador lineal, por lo que no es necesario un particular cuidado en la alineación de la ortesis. Sin embargo, la eficacia de la ortesis depende de la ubicación relativa de la ortesis con respecto de la articulación. En general, cuanto mayor es la distancia al eje articular mayor es el momento que puede aplicar sobre la articulación, y por lo tanto, mayor es su eficacia. En cualquier caso, al ser un actuador lineal es necesario restringir el desplazamiento relativo entre el apoyo de la mano y el apoyo 3.2. DESARROLLO DE LAS ORTESIS 121 (a) Esquema del apoyo de la mano (b) Lado Palmar (c) Lado Dorsal Figura 3.4: Esquema con el diseño del apoyo de la mano correspondiente al antebrazo. Esto se consigue mediante un bisagra colocada en paralelo a la articulación de la muñeca (figura 3.5). La ubicación de esta articulación sí que debe realizarse de modo que sea compatible con el movimiento correspondiente a la flexoextensión de la muñeca. Para que la bisagra no moleste en los movimientos realizados sobre una mesa —en los que el apoyo suele realizarse por el borde cubital— se ha ubicado el sistema de restricción longitudinal sobre el borde radial (figura 3.5), de modo que la barra pase por encima del pulgar cuando está en la posición de mayor extensión. En la parte del antebrazo la barra se ha alineado de modo paralelo al eje central del antebrazo. Para proteger la zona problemática de la muñeca del lado palmar. El apoyo del antebrazo se situa fundamentalmente sobre el lado dorsal. Existen dos apoyos palmares —para garantizar la alineación de la ortesis con el segmento antebrazo— pero el apoyo más distal está retrasado 4cm para evitar la zona de la muñeca (figura 3.5). El apoyo de la mano está diseñado de modo que cubra buena parte de la zona palmar de la mano, pero dejando libres los nudillos de la mano (figura 3.4). 128 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN Figura 3.9: Prototipo final de la ortesis WOTAS y su colocación sobre el antebrazo 3.3. Validación de las ortesis para la supresión del temblor Una vez construidas las ortesis y comprobado en el laboratorio con usuarios sin temblor que su funcionamiento era seguro, se realizó la fase de validación con pacientes. En esta fase se trataba de comprobar hasta qué punto las ortesis construidas eran capaces de suprimir el temblor. La validación se presenta en las tres fases que se han indicado en el apartado 2.4. En primer lugar se explicarán las valoraciones subjetivas de la validación, tanto por parte de los técnicos participantes en los ensayos como de los usuarios de las ortesis. Se pondrán ejemplos que resulten ilustrativos de los resultados que se pretenden resaltar. En segundo lugar se mostrarán los resultados obtenidos de forma cualitativa, es decir, el análisis descriptivo de los resultados. Finalmente se mostrarán los resultados de las pruebas estadísticas realizadas y los resultados obtenidos. 3.3. VALIDACIÓN DE LAS ORTESIS 129 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 0 2 4 6 8 Frecuencia (Hz) Potencia (rad2/s3) DVB MLA (a) Modo MLA 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 0 5 10 Frecuencia (Hz) Potencia (rad2/s3) DVB Modo activo (b) Modo activo Figura 3.10: Potencia espectral con la ortesis DVB. 3.3.1. Análisis cualitativo 3.3.1.1. Resultados con la ortesis DVB Fue posible utilizar DVB con los seis pacientes. Todos consideraron que la ortesis era voluminosa pero confortable. El paciente número 4 se daba cuenta cuando el sistema estaba tratando de cancelar el temblor y cuando estaba en el modo de movimiento libre, y espontáneamente decía al equipo de experimentación: “ahora funciona” o“ahora no funciona”. El operador del ordenador confirmó al resto del equipo cuando terminaron las pruebas que el paciente reconocía correctamente cuándo el sistema estaba en un modo modo o en otro. El resto de pacientes no se daban cuenta de un modo tan evidente cuándo el sistema estaba activo y cuándo no, aunque tras la experimentación dijeron haber sentido “algo” en “alguna repetición”. Tras el análisis de las grabaciones de vídeo de los seis pacientes no se observó una transferencia clara de temblor entre articulaciones. Las figuras 3.10 y 3.11 ejemplifican el funcionamiento de DVB para el usuario número 4. La figura 3.11(a) muestra la señal temporal correspondiente a la velocidad angular de la muñeca en el movimiento apuntar a la nariz, cuando DVB está en el modo de movimiento libre. Al 130 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 −1 0 1 tiempo (s) rad/s DVB MLA (a) Modo MLA 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 −1 0 1 tiempo (s) rad/s DVB modo activo (b) Modo activo Figura 3.11: Señales temporales con la ortesis DVB. inicio y al final de la gráfica se observan los movimientos asociados al movimiento voluntario de la mano acercándose y alejándose de la nariz respectivamente. Se puede observar que la señal asociada al temblor aumenta su amplitud con el tiempo. El temblor empeora cuando el paciente trata de mantener el dedo apuntando hacia su nariz. En la figura 3.11(b) se puede observar la gráfica temporal correspondiente a la velocidad angular en la articulación de la muñeca del mismo paciente cuando DVB estaba tratando de suprimir el temblor. Se puede observar que, en este caso, también existe temblor en la parte central de la gráfica y que la señal del temblor también aumenta en el tiempo, aunque se mantiene en todo momento inferior a la señal en el modo de movimiento libre. La figura 3.10 muestra la densidad de potencia espectral de las señales. Se puede observar que la potencia espectral por debajo de 2Hz es aproximadamente la misma para ambas señales, lo que es indicativo de que el sistema no interfiere en el movimiento voluntario. También se observa el pico asociado al temblor en torno a los 5Hz, puede verse además, que este pico es inferior para el modo de supresión del temblor (figura 3.10(b)) con respecto al modo de movimiento libre (figura 3.10(a)). En otras palabras, DVB es capaz de suprimir el temblor, permitiendo al mismo tiempo los movimientos voluntarios. 3.3. VALIDACIÓN DE LAS ORTESIS 131 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 0 200 400 Frecuencia (Hz) Potencia (rad2/s3) WOTAS MLA (a) Modo modo de movimiento libre 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 0 200 400 tiempo (s) rad/s WOTAS modo fricción viscosa (b) Modo de fricción viscosa 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 0 200 400 Frecuencia (Hz) Potencia (rad2/s3) WOTAS modo filtro de rechazo de banda (c) Modo de filtro de rechazo de banda Figura 3.12: Potencia espectral con la ortesis WOTAS. 3.3.1.2. Resultados con la ortesis WOTAS No todos los pacientes fueron capaces de vestir todos los componentes de WOTAS. Los pacientes 3 y 6 únicamente pudieron ponerse la parte correspondiente al codo de la ortesis, debido a las dimensiones de sus antebrazos y sus manos. Tal como ocurrió con DVB, el paciente 4 se daba cuenta de cuándo el sistema estaba tratando de cancelar el temblor y de cuándo no trataba de hacerlo. Todos los pacientes sintieron que WOTAS era voluminoso, pesado y demasiado incómodo como para ser considerado una ortesis viable. Las figuras 3.12 y figuras 3.13 ejemplifican el modo en que actúa WOTAS en ambas estrategias. En la figura 3.13 se muestran las 132 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 −5 0 5 tiempo (s) rad/s WOTAS MLA (a) Modo modo de movimiento libre 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 −5 0 5 tiempo (s) rad/s WOTAS modo fricción viscosa (b) Modo de fricción viscosa 0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 −5 0 5 tiempo (s) rad/s WOTAS modo filtro de rechazo de banda (c) Modo de filtro de rechazo de banda Figura 3.13: Señales temporales con la ortesis WOTAS. 3.3. VALIDACIÓN DE LAS ORTESIS 133 gráficas temporales correspondientes a la tarea de mantener el brazo estirado del paciente 5. En la figura 3.13(a) se muestra la señal de WOTAS en el modo de movimiento libre. Se puede observar cómo el temblor se inicia en el cuarto segundo de la tarea hasta el final de la misma. El modo de rechazo de banda se muestra en la figura 3.13(c), se puede observar en este caso cómo el temblor se inicia en el sexto segundo, pero la amplitud del temblor es claramente inferior que en el caso anterior. Por último en la figura 3.13(b) se observa el modo de amortiguador viscoso, en el que el temblor se inicia en el tercer segundo, también se puede observar una amplitud menor que en el modo de movimiento libre. La figura 3.12 muestra la representación de la densidad de potencia espectral para las mismas señales que la figura 3.13. El espectro de potencia se ha obtenido para el tramo de señal en el que existe temblor. La figura 3.12(a) muestra un pico de temblor cercano a los 6Hz, en figura 3.12(c) se puede ver que el pico se ha reducido sustancialmente, en la figura 3.12(b) se observa el pico asociado al modo pasivo y se puede ver una reducción sustancial de la potencia espectral asociada al pico de 6Hz. 3.3.2. Análisis descriptivo La figura 3.14 muestra los resultados de todas las medidas de DVB yWOTAS. Puede observarse que, tal como se ha comentado en la sección 3.1.1, las magnitudes pico y desviación no son independientes sino que están relacionadas de manera aproximadamente lineal por sus logaritmos. Si comparamos esta figura con la figura 3.1, podemos observar que, pese a que la instrumentación utilizada para el registro del temblor es diferentes, ambas gráficas son muy similares. Por ello, se han tomado como índice objetivo de severidad el mismo que para la medición de la severidad del temblor definido en la sección 3.1.1. En este caso las constantes Kymde (3.2) se han estimado para ajustar los valores experimentales de severidad entre [0 −1]. Estos valores de severidad son los que se utilizarán en el resto de la sección de valoración de la reducción del temblor mediante las ortesis. La figura 3.15 muestra los resultados de la eficacia de las ortesis DVB yWOTAS para la reducción del temblor. De esta última se muestran los resultados correspondientes al funcionamiento tanto en modo de fricción viscosa como en el modo de filtro de rechazo de banda. En el eje de las abcisas se muestra el valor de la severidad en el modo 134 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN −1.0 −0.5 0.0 0.5 1.0 1.5 2.0 −4 −3 −2 −1 0 1 2 3 lnd(Disp) ln(Pico) Figura 3.14: Representación de los logaritmos de la desviación frente al pico en las medidas realizadas con las dos ortesis modo de movimiento libre, en el eje de las ordenadas se muestra el valor de la severidad en el modo de reducción de temblor de las ortesis. Por ello, en las gráficas el valor de la bisectriz separa los ensayos en los que la ortesis no ha sido efectiva —aquellos en los que los puntos se encuentran sobre la bisectriz o por encima de ella— de los ensayos en los que la ortesis ha resultado efectiva —aquellos en los que el punto se encuentra por debajo de la bisectriz— La figura muestra también, además de la bisectriz, la regresión de los resultados a un polinomio de segundo grado para los tres casos. De la inspección visual de las gráficas se deduce que en los tres casos existe un límite inferior por debajo del cual las ortesis no parecen efectivas. Además, tanto para DVB—que se comporta como un sistema que aporta fricción viscosa (figura 3.15(a))— como WOTAS cuando actúa en modo de fricción viscosa (figura 3.15(b)), para los casos en los que hay mayor severidad parece reducirse la eficacia en la reducción del temblor, los puntos vuelven a aproximarse a la bisectriz, mientras que en el caso de WOTAS actúando como un filtro de rechazo de banda (figura 3.15(c)), esta tendencia parece no darse, por el contrario la tendencia sugiere que la ortesis es más eficiente cuanto mayor es la severidad del temblor. En la tabla 3.8 se muestran las medias y las desviaciones típicas para cada una de las condiciones de medida. Como se puede observar 3.3. VALIDACIÓN DE LAS ORTESIS 135 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 Severidad(MLA) Severidad(Activo) (a) DVB 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 Severidad(MLA) Severidad(Activo) (b) WOTAS en modo fricción viscosa 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 0.0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1.0 Severidad(MLA) Severidad(Activo) (c) WOTAS en modo filtro de rechazo de banda Figura 3.15: Representación de la eficacia de las ortesis empleadas para la reducción del temblor. El eje X muestra la severidad en el modo modo de movimiento libre y el eje Y la severidad en el modo activo 136 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN Media Desv. MLA (DVB)0,337 0,293 DVB 0,316 0,292 MLA (WOTAS)0,350 0,277 WOTAS (Rechazo) 0,279 0,198 WOTAS (Viscoso) 0,312 0,245 Tabla 3.8: Medias y desviaciones de las medidas realizadas en cada una de las ortesis Z p–Valor MLA (DVB)0,914 0,374 DVB 1,121 1,162 MLA (WOTAS)1,234 0,095 WOTAS (Rechazo) 0,809 0,530 WOTAS (Viscoso) 1,021 0,248 Tabla 3.9: Pruebas de Kolmogorov–Smirnov para cada una de las variables analizadas en cada uno de los casos la media con el sistema en modo de movimiento libre es en todos los casos mayor que la media con el sistema activo, lo cual es un indicativo de la eficiencia. 3.3.3. Análisis estadístico El primer análisis realizado ha consistido en verificar si la diferencia de medias —mostrada en la tabla 3.8— es significativa, o bien se debe a efectos aleatorios. Para ello, en primer lugar, se ha analizado la normalidad de las distribuciones de los resultados de cada una de las variables mediante el test de Kolmogorov–Smirnov. Tal como se puede apreciar en la tabla 3.9, todas las variables analizadas pasan la prueba de normalidad del test. Para verificar la eficacia de las ortesis se han realizado las pruebas t–Student pareadas para cada una de las ortesis, dado que a cada una de las personas que participaron en el estudio se le hicieron pruebas de la ortesis en modo modo de movimiento libre y en modo activo. Además, como se presupone que las medidas en modo modo de movimiento libre son más grandes que las medidas en cada uno de los modos 3.3. VALIDACIÓN DE LAS ORTESIS 137 Ortesis media mla media activa p–valor DVB 0,337 0,316 0,002 WOTAS viscoso 0,350 0,323 0,007 WOTAS rechazo 0,350 0,302 0,005 Tabla 3.10: Pruebas t–Student pareadas unilaterales realizadas para los tres casos valorados Ortesis Constante X X2R2 DVB 0,0381 0,5321 0,5067 0,986 Wotas (viscoso) 0,1409 0,0021 0,8429 0,8826 Wotas (rechazo) 0,0637 0,5138 0,1024 0,8001 Tabla 3.11: Ajustes de un polinomio de segundo orden a los resultados de las ortesis activos —dado que la hipótesis es que hay algún tipo de reducción del temblor— las pruebas realizadas son unilaterales. Así pues, se han realizado pruebas t–Student pareadas unilaterales. En los tres casos (tabla 3.10) los resultados muestran diferencias significativas entre las medidas de la ortesis en modo modo de movimiento libre y en cada uno de los modos activos. Además, dado que la prueba realizada es unilateral podemos afirmar que en todos los casos la severidad en el modo modo de movimiento libre es mayor que en el modo activo y, por lo tanto, las tres ortesis analizadas son efectivas en la supresión del temblor. A continuación se analiza la forma en la que cada una de las ortesis consigue una reducción efectiva del temblor. Para ello, se muestran en primer lugar los resultados del ajuste a un polinomio de segundo grado de las curvas de eficacia de las ortesis (figura 3.15). En la tabla 3.11, se muestran los ajustes, y se puede observar que son razonablemente buenos —en el peor de los casos se explica más del 80 % de la varianza— por lo que podemos concluir en que tanto la ortesis DVB como WOTAS cuando actúa en modo viscoso pierden eficacia para los temblores más severos, mientras que WOTAS actuando en modo de rechazo de banda parece aumentar su eficacia para los temblores más severos, lo que es preferible. Para poder comparar la eficacia relativa de las ortesis valoradas, se han rotado las gráficas mostradas en la figura 3.15 45oen el sentido 144 CAPÍTULO 3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN contraproducente, dado que, en principio, es posible plantearse el diseño de un amortiguador viscoso como un elemento puramente pasivo, que no requiera una fuente de energía exterior. Sería un sistema capaz de absorber parte de la energía asociada al temblor —un sistema disipativo por fricción viscosa—. La posibilidad de la realización de un filtro de rechazo de banda requiere la presencia de un sistema que aporte energía y por lo tanto, una ortesis basada en estos principios requerirá de una fuente de energía —una batería— convenientemente dimensionada. Por otra parte, se ha encontrado que las ortesis son eficientes a partir de un cierto umbral (figura 3.15). Tal como puede observarse en los resultados del estudio estadístico realizado (tabla 3.12), por encima de este umbral, las ortesis resultan eficientes y por debajo del umbral la eficiencia de la ortesis es aproximadamente cero (figura 3.17), excepto para la ortesis WOTAS en el modo de fricción viscosa, que, por debajo del umbral tiene mayor severidad del temblor cuando está activa que cuando está en modo modo de movimiento libre. Si bien, este “empeoramiento” está bastante cercano a cero. El hecho de que exista un umbral de severidad por debajo del cual las ortesis dejen de ser eficientes no resulta extraño. Por debajo de ese umbral, no hay temblor para el sistema y por lo tanto la estrategia de supresión no es eficiente. El hecho de que la eficiencia por debajo del umbral sea aproximadamente cero así lo certifica: el usuario tiene el mismo temblor cuando la ortesis está en el modo modo de movimiento libre que cuando está en modo activo. Sin embargo, en uno de los casos el temblor es mayor en el modo activo. Esto puede ser debido a la dificultad del algoritmo de control por identificar de manera eficiente la señal de temblor para potencias suficientemente bajas y consecuentemente producir una acción de control no adecuada. En cualquier caso, la magnitud de esta pérdida de eficacia es, relativamente, reducida. Por último, por los condicionantes técnicos de los prototipos desarrollados, los usuarios los han estado probando durante la sesión de experimentación. Una validación de las posibilidades de supresión del temblor patológico por medios mecánicos requeriría del análisis de la evolución de la interacción entre el usuario y la ortesis durante periodos largos —al menos de algunas semanas— para ver si de que modo influyen las estrategias sobre el temblor a medio y largo plazo. No existen evidencias científicas, al menos que tenga conocimiento el autor de la tesis— de como se puede desarrollar esta interacción. Capítulo 4 Conclusiones ¡Allá va el olor de la Rosa! ¡Cógelo en tu sinrazón!. Juan Ramón Jiménez «Baladas del Monsurio» A continuación se especifican las conclusiones que cubren los objetivos del trabajo —especificados en el apartado 1.2 y el trabajo futuro a desarrollar para el diseño de ortesis de temblor comerciales. 4.1. Conclusiones Las conclusiones del trabajo son las siguientes: El pico máximo de potencia espectral y la dispersión de potencias alrededor del pico son un buen indicador de la severidad del temblor. Permiten explicar más de un 60 % de la varianza de la severidad del temblor de acuerdo con la valoración de la escala de Fahn et al. [31]. Los parámetros nominales para la selección de actuadores de ortesis para la supresión del temblor son pares de 2,8Nm y potencias de 100mW. Es posible la reducción objetiva del temblor mediante medios ortésicos. Las ortesis desarrolladas son capaces de reducir de manera objetiva la severidad del temblor cuando están activas. 145 146 CAPÍTULO 4. CONCLUSIONES Las estrategias de reducción del temblor por fricción viscosa pierden eficacia para los temblores más severos. La estrategia de reducción de temblor implementada como un filtro de rechazo de banda no presenta este inconveniente. La reducción de la severidad del temblor con WOTAS en modo de rechazo de banda es significativamente mayor que la reducción de la severidad del temblor con DVB.WOTAS funcionando en modo de fricción viscosa se sitúa entre ambos extremos. Se han determinado tres criterios de diseño ortésico que corresponden, de manera teórica, a las especificaciones dinámicas derivadas del temblor. Las ortesis desarrolladas de acuerdo con estos tres criterios han sido eficaces para la supresión del temblor. 4.2. Trabajo futuro El trabajo que puede completar los resultados de la tesis es el siguiente: Se deben determinar los componentes de confort derivado de la aplicación de presiones y con su componente dinámica. Se deben determinar los componentes tenso–deformacionales de los tejidos blandos durante la compresión de los mismos para conocer la magnitud de su efecto durante la dinámica del movimiento. Estos componentes han sido estudiados de manera intensiva en la bibliografía en su eje de trabajo, fundamentalmente perpendicular al requerido para la aplicación de cargas a su través. Se debe estudiar el efecto a largo plazo de la supresión del temblor. La componente plástica del cerebro puede modificar el comportamiento de las mismas durante su utilización —a lo largo de días, semanas o meses—. Se debe estudiar la incorporación de otros actuadores que sean energéticamente eficientes y con poco volumen y peso para conseguir una mejor integración y una mejor aceptación por parte de los usuarios potenciales. Bibliografía [1] ACOSTA,A M;KIRSCH,R F yPERREAULT,E F (2000). «A robotic manipulator for the characterization of two–dimensional dynamic stiffness using stochastic displacement perturbations». Journal of Neuroscience Methods,102, p. 177–186. [2] ALLEN,J R;KARCHAK,AyBONTRAGER,E L (1972). «Design and fabricate a pair of Rancho anthropomorphic manipulator». Technical report, The Rancho Los Amigos Hospital Inc, Hawthorn Street, Downey CA 90242. [3] ANDERSON,M H (1979). Upper Extremities Orthotics. Charles C Tomas, 4aedición. [4] ARNOLD,AyROSEN,M(1993). «Evaluation of a controlled-energydissipation orthosis for tremor suppression». Journal of Electromyography and Kinesiololgy,13(3), pp. 131–148. 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