Estudio de las fuerzas de interacción para la minimización de esfuerzos en rehabilitación robotizada
Abstract
Los accidentes cerebrovasculares son una de las principales causas de mortalidad y discapacidad en adultos y su incidencia en la población se incrementa cada año. Sin embargo, gracias a los avances en los protocolos de atención, estabilización y rehabilitación de los pacientes, se ha logrado disminuir la tasa de mortalidad a pesar del aumento de casos, lo que conlleva un signi cativo aumento de pacientes con algún grado de secuelas o discapacidad. Los investigadores y médicos trabajan en diversos frentes, buscando comprender los mecanismos que permitan evitar o detectar de forma anticipada un accidente cerebrovascular, los procesos involucrados en la reorganización neuronal y mejorar las terapias que permitan recuperar las actividades de la vida diaria, entre otros. Todo ello ha permitido que la ingeniería tome un papel relevante a la hora de desarrollar técnicas y mecanismos que faciliten la tarea de los especialistas. En este sentido, la robótica se ha hecho un lugar importante durante las distintas fases de recuperación del paciente. El uso de robots para la rehabilitación entrega diversas herramientas y bene cios no sólo a los investigadores, sino también al cuerpo médico y los pacientes. A los investigadores les facilita datos cinemáticos y dinámicos que permiten el estudio de nuevas técnicas de rehabilitación, a los médicos les permite tener un mayor control de las terapias que se están aplicando así como indicadores que mejoren la evaluación del control motor y de la evolución del paciente. Al bene ciario último, el paciente, las nuevas investigaciones buscan precisamente que las terapias de rehabilitación tengan un efecto a nivel neuronal, motor y funcional que permita la recuperación de sus funciones mejorando signi cativamente su calidad de vida. Sin embargo, la interacción entre el robot y la persona conlleva importantes retos, tanto a nivel de control como de diseño, de seguridad y ergonómicos. La resolución favorable de todos ellos permitiría maximizar los bene cios de las terapias de rehabilitación. Realizando una revisión de las publicaciones cientí cas sobre la rehabilitación por medio de dispositivos robóticos, se observa que efectivamente el uso de robots mejora tanto el control motor como el control funcional de los pacientes. Sin embargo, investigaciones que comparan los bene cios conseguidos respecto a terapias convencionales cuestionan la relación costo-efectividad de su uso e incluso plantean sus potenciales efectos negativos si no se aplica de modo individualizado y adaptando el control a la evolución del paciente. Diversos factores pueden estar limitando la e cacia de las terapias robotizadas, uno de ellos es la correcta modelización y diseño mecánico que garantice una adecuada interacción entre el robot y el paciente. Una incorrecta transmisión de fuerzas sobre el paciente puede provocar una variación en el patrón normal de activación muscular, fatiga, incomodidad, dolor y rechazo a la terapia. Esta sobrecarga es generada por un desalineamiento entre las articulaciones del exoesqueleto y sus equivalentes biológicas, causada por la imposibilidad del diseño mecánico de adaptarse al movimiento de los tejidos blandos, la variabilidad antropométrica de los pacientes y los complejos movimientos de las articulaciones biológicas. Esta tesis estudia las fuerzas de interacción ortesis-paciente, sus efectos sobre los patrones musculares y la adaptación de las arquitecturas robóticas al paciente. En base a este estudio se presenta el diseño y validación de un sistema articular de 3 grados de libertad con servoadaptación dinámica que garantice una correcta transmisión de fuerzas entre el robot y el paciente. Gracias a su capacidad de rotar respecto a un centro de rotación variable, el sistema permite adecuarse a las diferentes medidas antropométricas del paciente, compensar el movimiento de los tejidos blandos y el movimiento de roto-traslación de las articulaciones biológicas. El estudio y evaluación de dicha servoadaptación se ha focalizado sobre la articulación del codo, ya que esta articulación permite desacoplar la acción de otros movimientos a la hora del análisis. El desarrollo del sistema articular abarcó las siguientes fases: 1. Estudio de las fuerzas de interacción entre el robot y el paciente, identi cación de las causas del desalineamiento y estudio del estado del arte de los dispositivos robóticos en cuanto a soluciones articulares que minimicen las fuerzas. 2. Diseño y validación de un banco de ensayo que permita emular la acción de un exoesqueleto durante el ejercicio de exo-extensión del codo y a su vez generar distintos grados de desalineamientos del robot sobre la extremidad superior. 3. Estudio de los efectos de los desalineamientos sobre los patrones musculares y las fuerzas transmitidas al paciente. Este estudio sienta las bases que justi can la compensación de los efectos del desalineamiento. La información obtenida es usada para modelar el sistema articular. 4. Diseño y validación de un sistema articular de 3 grados de libertad. Este diseño se modela e implementa de forma virtual sobre el banco de ensayo, para su posterior evaluación a través de diversos desalineamientos generados. 5. Implementación de una estrategia de control que permita al sistema articular rotar respecto a un centro instantáneo de rotación de forma que minimice las fuerzas de interacción sobre el paciente. Si bien se enfocó el estudio a la articulación del codo, el sistema articular diseñado es extrapolable a cualquier articulación del plano sagital o frontal, mientras que el estudio de las fuerzas de interacción es generalizable a todas las articulaciones biológicas. Los resultados corroboran que a mayor desalineamiento, mayores son las fuerzas transmitidas sobre el paciente, siendo la componente en la dirección x del plano sagital la más afectada por los desalineamientos. Además, del análisis de las señales electromiográ cas, se observó que la transmisión inadecuada de fuerzas causa una variación en los patrones musculares normales, en lo que se re ere a velocidad de conducción de los potenciales de acción y al reclutamiento de las moto-neuronas. Se comprobó que el sistema articular permite al exoesqueleto adaptarse a diferentes medidas antropométricas y que es capaz de servoadaptarse durante el movimiento para mantenerse alineado con su equivalente biológica. De las pruebas realizadas se observó que el sistema es capaz disminuir las fuerzas transmitidas, las cuales convergen rápidamente a una zona de estabilización, con gurada al inicio de la terapia, donde las fuerzas de interacción se encuentran dentro de rangos aceptables y no suponen una sobrecarga al paciente.
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Estudio de las Fuerzas de Interacción para la Minimización de Esfuerzos en Rehabilitación Robotizada Luis Ernesto Amigo Vásquez Tesis presentada para obtener el grado de Doctor en Ingeniería Biomédica Alícia Casals Gelpí Directora de Tesis Grup de Recerca en Robòtica Intel · ligente i Sistemes Departament d'Enginyería de Sistemes, Automàtica i Informàtica Industrial Universitat Politècnica de Catalunya, BarcelonaTECH Barcelona, España Julio 2013
Estudio de las Fuerzas de Interacción para la Minimización de Esfuerzos en Rehabilitación Robotizada Luis Ernesto Amigo Vásquez Tesis presentada para obtener el grado de Doctor en Ingeniería Biomédica Julio 2013
A Paola, Anaís y Josep, mi pilar, mi sol y mi alegría a mis padres, Miguel y Silvia
Agradecimientos Al nalizar esta etapa, quiero agradecer en primer lugar a Alícia Casals por acogerme en el grupo de robótica y supervisar mi trabajo doctoral. Gracias por esa incansable energía, por compartir sus conocimientos, su experiencia y por guiarme a través de los diversos desafíos de este trabajo doctoral. Un agradecimiento al equipo de trabajo del grup de robòtica del Institut de Bioenginyeria de Catalunya y del grup de recerca en robòtica intel · ligent i sistemes, con los cuales he compartido muchos momentos, su soporte y ayuda han sido muy valiosos para mi. Un especial agradecimiento a Xavier y Manuel que me han ofrecido su ayuda, conanza, soporte y solidaridad a lo largo de mi estancia en España. De manera muy especial a Miguel y Silvia. Ahora que soy padre también, he comprendido todo el amor y sacricio que han volcado en mi, muchas gracias. A mis hermanos Aurora y Carlos por su apoyo incondicional. Mi más profundo agradecimiento a Paola, mi compañera en esta travesía, he podido realizar esta tesis gracias a que ella está junto a mi. Por último, gracias a Anaís y Josep, ambos han sido mi motivación y mi fuerza. A Dios, quien és y basta... A todos, mi más sincera gratitud. vii
Resumen Los accidentes cerebrovasculares son una de las principales causas de mortalidad y discapacidad en adultos y su incidencia en la población se incrementa cada año. Sin embargo, gracias a los avances en los protocolos de atención, estabilización y rehabilitación de los pacientes, se ha logrado disminuir la tasa de mortalidad a pesar del aumento de casos, lo que conlleva un signicativo aumento de pacientes con algún grado de secuelas o discapacidad. Los investigadores y médicos trabajan en diversos frentes, buscando comprender los mecanismos que permitan evitar o detectar de forma anticipada un accidente cerebrovascular, los procesos involucrados en la reorganización neuronal y mejorar las terapias que permitan recuperar las actividades de la vida diaria, entre otros. Todo ello ha permitido que la ingeniería tome un papel relevante a la hora de desarrollar técnicas y mecanismos que faciliten la tarea de los especialistas. En este sentido, la robótica se ha hecho un lugar importante durante las distintas fases de recuperación del paciente. El uso de robots para la rehabilitación entrega diversas herramientas y benecios no sólo a los investigadores, sino también al cuerpo médico y los pacientes. A los investigadores les facilita datos cinemáticos y dinámicos que permiten el estudio de nuevas técnicas de rehabilitación, a los médicos les permite tener un mayor control de las terapias que se están aplicando así como indicadores que mejoren la evaluación del control motor y de la evolución del paciente. Al beneciario último, el paciente, las nuevas investigaciones buscan precisamente que las terapias de rehabilitación tengan un efecto a nivel neuronal, motor y funcional que permita la recuperación de sus funciones mejorando signicativamente su calidad de vida. Sin embargo, la interacción entre el robot y la persona conlleva importantes retos, tanto a nivel de control como de diseño, de seguridad y ergonómicos. La resolución favorable de todos ellos permitiría maximizar los benecios de las terapias de rehabilitación. ix
Nomenclatura ACV Accidente Cerebrovascular ANOVA Análisis de la Varianza AVD Actividades de la Vida Diaria CIR Centro Instantáneo de Rotación EMG Electromiografía FES Estimulación Eléctrica Funcional GdL Grados de Libertad HYPER Hybrid Neuroprosthetic and Neurorobotic Devices for Functional Compensation and Rehabilitation of Motor Disorders IMU Inertial Measurement Unit (sensor inercial) MNF Mean Frequency RMS Root Mean Square ROM Range of Movement (Rango de movimiento) sEMG Electromiografía de Supercie UM Unidad Motoras xvii
Índice general Agradecimientos vii Resumen ix Abstract xiii Nomenclatura xvii Objetivos y Descripción del Trabajo 1 1. Introducción. Rehabilitación por Medio de Dispositivos Robotizados. 7 1.1. Introducción................................... 8 1.2. Accidente cerebrovascular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 1.2.1. Aspectosclínicos ............................ 9 1.2.2. Rehabilitación.............................. 11 1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos . . . . . . . . . . . . . . . . . 14 1.3.1. Fuerzas de interacción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 1.3.2. Extremidad superior . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 1.3.3. Extremidad inferior . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 1.4. Conclusión.................................... 28 1.5. Investigación en el marco del proyecto HYPER . . . . . . . . . . . . . . . 31 2. Estudio de los Patrones Musculares y de las Fuerzas de Interacción. 33 2.1. Anatomíadelcodo ............................... 34 2.1.1. Flexo-extensión............................. 35 2.1.2. Movimiento varo-valgo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 xix
Índice general xx 2.1.3. Músculos involucrados en la exo-extensión del codo . . . . . . . . 37 2.2. Estudio de la interacción persona-robot . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 2.2.1. La terapia robotizada y la adaptación robot-paciente . . . . . . . . 38 2.2.2. Plataforma robótica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 2.3. Metodología para el análisis de los patrones musculares. . . . . . . . . . . 45 2.3.1. Sujetos ................................. 45 2.3.2. Denición de la tarea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45 2.3.3. Pruebas realizadas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46 2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas . . . 48 2.4.1. Señales electromiográcas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48 2.4.1.1. Registro............................ 48 2.4.1.2. Preprocesamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49 2.4.1.3. Extracción de parámetros de la señal EMG . . . . . . . . 52 2.4.2. Señales de fuerza y par . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53 2.4.2.1. Registro............................ 53 2.4.2.2. Extracción de parámetros de la señal de fuerza/par . . . . 53 2.4.3. Tratamiento estadístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55 2.5. Resultadosydiscusión ............................. 55 2.5.1. SeñalesEMG .............................. 55 2.5.2. Señales de fuerza/par . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 2.6. Conclusiones del capítulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 70 3. Estructura Articular de 3-GdL con Servoadaptación Dinámica 73 3.1. Centro de rotación del codo invariante durante su movimiento . . . . . . . 77 3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento . . . . . . . . 82 3.3. Medición del centro instantáneo de rotación . . . . . . . . . . . . . . . . . 89 3.4. Cálculo del centro instantáneo de rotación por medio de la minimización de las fuerzas de interacción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91 3.5. Evaluación del sistema articular . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 3.5.1. Sujeto .................................. 97 3.5.2. Denición de la tarea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99
Índice general xxi 3.5.3. Conguración de la plataforma robótica y registro de las señales de fuerza .................................. 100 3.5.4. Análisis de las señales de fuerza . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101 3.5.5. Análisis estadístico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101 3.5.6. Resultados y discusión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102 3.6. Arquitectura ortésica propuesta para el miembro superior . . . . . . . . . . 109 3.7. Conclusiones del capítulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110 4. Conclusiones, Principales Aportaciones y Trabajos Futuros 113 4.1. Conclusiones................................... 114 4.2. Principales Aportaciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 115 4.3. Trabajosfuturos ................................ 116 4.4. Difusión cientíca de los resultados . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 117 Bibliografía 120
Índice de guras 1.1. Tasa de mortalidad del accidente cerebrovascular en Cataluña. . . . . . . . 10 1.2. Evolución de la funcionalidad del paciente con ictus comparando la terapia robotizada y convencional. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13 1.3. Tipos de dispositivos robóticos. (a) Robots con sujeción en el elemento terminal. (b) Exoesqueletos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14 1.4. (a) Desajuste entre articulaciones mecánicas-biológicas referidas a la anatomía del paciente, debido a la migración del centro de rotación y a la variabilidad antropomórca. (b) Desalineamiento y transmisión inadecuada de fuerzasalaextremidad. ............................ 15 1.5. Cadena cinemática de las extremidades superior e inferior. (a) Extremidad superior. (b) Extremidad inferior. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17 1.6. Modelos mecánicos de articulaciones humanas. (a) Modelo de bisagra. (b) Modeloderótula................................. 18 1.7. Planos del cuerpo humano. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18 1.8. sueful-7 , Universidad de Saga. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19 1.9. Mecanismo de adaptación del centro de rotación para el hombro . . . . . . 20 1.10. Exoesqueletos Hospital Wilmington. (a) WREX. (b) ArmeoSpring ® . . . 21 1.11. Exoesqueletos ARmin y ArmeoPower ................... 22 1.12. hal, cyberdyne ................................ 23 1.13. rupert iv , Universidad del Estado de Arizona . . . . . . . . . . . . . . . 23 1.14. able, cea-list ................................. 24 1.15. Exoesqueleto Universidad de Washington exo-ul7 ............. 25 1.16. medarm , Universidad de Queen's . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26 xxiii
Índice de guras xxiv 1.17. esa Human Arm Exoskeleton ......................... 26 1.18. neuroe xos ................................... 27 2.1. Complejo articular del codo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 2.2. Movimiento de exo-extensión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 2.3. Sectores de función del codo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 2.4. Movimiento de varo-valgo del brazo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38 2.5. Músculosdelbrazo ............................... 39 2.6. Fuerzas estimadas por el robot y medidas por el sensor. . . . . . . . . . . . 41 2.7. Banco de ensayo utilizado en la terapia de exo-extensión del codo. a) Robot de 7 GdL. b) Soporte para el torso y el brazo. c) Sujeción del robot al antebrazo. Aquí se ubica el sensor de fuerza. d) Sistema de adquisición EMG. e) Interfaz de visualización de datos y control de la terapia. . . . . . . . . . 42 2.8. Diagrama de control de la plataforma robótica. . . . . . . . . . . . . . . . 44 2.9. Ejercicio de exo-extensión modelado. (a) Trayectoria del robot en torno al centro de rotación Θ . (b) Posiciones de los desalineamientos generados en el planosagital. .................................. 46 2.10. Tarea de exo-extensión a efectuar por los sujetos. . . . . . . . . . . . . . . 47 2.11. Proceso de denoise de la señal EMG. (a) Señal original.(b) Identicación de outliers. (c) Señal limpia de ruido. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 2.12. Señal de Fuerza vs w característica. (a) Veinte ciclos de exo-extensión. (b)Fuerza vs w promediado. La curva muestra la exión y la extensión indicadasporlasechas.............................. 54 2.13. Señal EMG del bíceps durante un ejercicio de exión. La señal está dividida en intervalos de 20 º . .............................. 56 2.14. Parámetros MNF y RMS extraídos del braquiorradial para C1 . (a) Músculo braquiorradial durante el movimiento de exión. (b) Músculo braquiorradial durante el movimiento de extensión. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57 2.15. Parámetros MNF y RMS extraídos del bíceps para C1 . (a) Músculo bíceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo bíceps durante el movimiento deextensión. .................................. 58
Índice de guras xxv 2.16. Parámetros MNF y RMS extraídos del tríceps para C1 . (a) Músculo tríceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo tríceps durante el movimiento deextensión. .................................. 58 2.17. Parámetros MNF y RMS extraídos del braquiorradial para C2 . (a) Músculo braquiorradial durante el movimiento de exión. (b) Músculo braquiorradial durante el movimiento de extensión. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59 2.18. Parámetros MNF y RMS extraídos del bíceps para C2 . (a) Músculo bíceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo bíceps durante el movimiento deextensión. .................................. 60 2.19. Parámetros MNF y RMS extraídos del tríceps para C2 . (a) Músculo tríceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo tríceps durante el movimiento deextensión. .................................. 60 2.20. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección x durante C1 . ........................... 62 2.21. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección y durante C1 . ........................... 63 2.22. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección xy durante C1 ............................ 63 2.23. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección yx durante C1 ............................ 64 2.24. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección x durante C2 . ........................... 64 2.25. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección y durante C2 . ........................... 65 2.26. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección xy durante C2 ............................ 65 2.27. Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección yx durante C2 ............................ 66 2.28. Energía normalizada para la fuerza en la dirección x. ............ 67 2.29. Fuerza de interacción en la dirección x considerando un ángulo de 0 º . . . . 67 2.30. Pendiente a los 0 º para la fuerza en la dirección x. .............. 67
Índice de cuadros 2 tremidad afectada plantea varios retos: diseños estéticos y ergonómicos que permitan una buena aceptación del robot y la terapia por parte del paciente; sistemas de control del robot que permitan maximizar los benecios de la terapia y que permitan promover la recuperación moto-neuronal; diseños mecánicos que modelen la compleja acción del sistema locomotor, entre otros. De hecho, diversas investigaciones han puesto en duda la relación costo-efectividad de la terapia asistida por robots con respecto a los resultados obtenidos en terapias convencionales. Diversos estudios se están realizando para incrementar la efectividad de la terapia robotizada, uno de ellos es el estudio de la interacción persona-robot y el análisis de cómo las fuerzas de interacción que se producen entre ambos pueden afectar el progreso de la terapia. Una incorrecta transmisión de fuerzas sobre el paciente puede provocar una variación en el patrón normal de activación muscular, fatiga, incomodidad, dolor y rechazo a la terapia. Esta sobrecarga es generada por una incorrecta alineación entre las articulaciones del exoesqueleto y sus equivalentes biológicas, causada por la imposibilidad del diseño mecánico de adaptarse al movimiento de los tejidos blandos, a la variabilidad antropométrica de los pacientes y a los complejos movimientos de las articulaciones biológicas. Objetivos Los principales objetivos de esta tesis son estudiar las causas y efectos de una incorrecta transmisión de fuerzas del robot al paciente, con el n de proponer y evaluar una articulación mecánica capaz de servoadaptarse a los desajustes que se puedan producir entre las articulaciones del robot y el paciente durante la terapia de rehabilitación. La mayoría de exoesqueletos que se están investigando y desarrollando se basan en modelos simplicados de las articulaciones biológicas, lo que restringe sus movimientos y sus posibilidades para adaptarse y ajustarse al movimiento natural de las extremidades. Por otra parte, no sensan las fuerzas de interacción entre la ortesis y el paciente, por lo que estas fuerzas no se han analizado ni cuanticado. Estas fuerzas aumentan cuando se producen desalineamientos entre articulaciones, ya sea por desajustes durante el movimiento, por variaciones del centro de rotación de las articulaciones biológicas o por un mal ajuste del robot al inicio de la terapia.
Índice de cuadros 3 Con el n de estudiar cómo las fuerzas transmitidas por el robot afectan al paciente y sus implicaciones en la terapia, se ha implementado un banco de ensayo capaz de emular la acción de un exoesqueleto durante el ejercicio de exo-extensión del codo. Este banco de ensayo es lo sucientemente exible como para emular diversos desalineamientos entre el robot y el usuario, así como emular la modelización de una articulación virtual que permita una adaptación dinámica de su centro de rotación. La plataforma consta de un sistema robótico dotado de un sensor de fuerza/par y sensores electromiográcos con el objetivo de caracterizar los efectos de los desalineamientos generados, tanto a nivel de fuerzas de interacción como en la activación y velocidad de conducción de las bras musculares. A n de poder compensar estos desalineamientos, otro objetivo de este estudio es el diseño de una articulación con grados de libertad redundantes que permita modelizar una articulación adaptativa capaz de rotar en torno a un centro variable, con el objetivo de minimizar las fuerzas de interacción entre el paciente y el robot. Las pruebas se realizaron para el movimiento de exo-extensión del codo, sin embargo, la articulación diseñada es extrapolable a cualquier articulación del plano sagital, mientras que el estudio de las fuerzas de interacción es generalizable a todas las articulaciones biológicas. En resumen, los objetivos de esta tesis doctoral son: Estudiar las causas de los desajustes entre las ortesis y el miembro afectado y evaluar la acción de una ortesis robótica sobre el miembro superior. Estudiar los efectos del desalineamiento en las unidades motoras de los músculos y en las fuerzas transmitidas sobre el paciente. Modelizar una articulación servoadaptativa capaz de variar su centro de rotación según las necesidades del paciente. Implementar una estrategia de control que permita minimizar las fuerzas de interacción por medio de la utilización de una plataforma robótica que emula el accionamiento del sistema articular desarrollado.
Índice de cuadros 4 Descripción del Trabajo La metodología utilizada para desarrollar estos objetivos se basa en el estudio de los exoesqueletos existentes y su interacción con el usuario. Se han abarcado diversas áreas como es la adquisición, procesamiento y análisis de señales electromiográcas durante contracciones dinámicas, el análisis del comportamiento biomecánico de la extremidad superior, desarrollo de algoritmos de control para el robot utilizado y estudio de las patologías asociadas al accidente cerebrovascular. A continuación se describe el trabajo realizado en cada capítulo de esta tesis, relacionados con las áreas de trabajo y objetivos mencionados anteriormente. El capítulo 1 comienza con una descripción de la incidencia del ictus en España y Cataluña, describe los aspectos sintomáticos, clínicos, secuelas, tratamiento es sus distintas fases de recuperación y plantea la progresiva utilización de dispositivos robóticos como herramienta rehabilitadora. Posteriormente se estudia la utilización de dispositivos robóticos durante la rehabilitación y se cuestiona la relación costo-efectividad de la terapia asistida por robots comparada con una terapia convencional. Se plantea el problema de la incorrecta transmisión de fuerzas del robot sobre el paciente como una de las causas de no obtener los resultados esperados y se analizan las fuerzas de interacción durante el ejercicio y el incremento de éstas debido al desalineamiento. Posteriormente se realiza un estado del arte con un enfoque en el diseño articular de los exoesqueletos del miembro superior con el n de analizar cómo los investigadores han resuelto la problemática del alineamiento entre los ejes de rotación de las articulaciones biológicas y las mecánicas. En el capítulo 2 se estudian los desalineamientos entre los dispositivos robóticos y la extremidad superior. Sus efectos sobre el patrón normal de activación muscular y las fuerzas transmitidas sobre el usuario. El principal objetivo es constatar que una mala transmisión de fuerzas sobre el usuario repercute en una sobrecarga muscular, con lo que pueden variar los resultados esperados de la terapia. Se plantea la necesidad de acotar el estudio a un movimiento planar para analizar los desalineamientos que se producen en ese plano y se selecciona la articulación del codo ya que al tener un solo movimiento se evitan acoplamientos con otros grados de libertad. Se comienza con un estudio de la anatomía de la articulación del codo, con el objetivo de denir los requerimientos del
Índice de cuadros 5 banco de ensayo que permitan evaluar la acción de un exoesqueleto sobre el brazo durante un movimiento de exo-extensión. Se detalla la plataforma robótica y la metodología para analizar los patrones musculares. Se realiza una experimentación sobre sujetos sanos y se adquieren señales electromiográcas y de fuerza/par, de las que se obtienen parámetros que permitirán evaluar el efecto de distintos desalineamientos generados sobre el usuario. Con los resultados obtenidos se plantea la necesidad de minimizar las fuerzas de interacción durante una terapia asistida por dispositivos robóticos. En el capítulo 3 se estudia la cinemática que permite compensar las causas del desalineamiento a partir de la minimización de las fuerzas de interacción entre el robot y el paciente, para poder diseñar estructuras articulares que permitan una servoadaptación dinámica de la ortesis a la anatomía del paciente. Se desarrolla el modelamiento de una articulación de 3 grados de libertad activos y se prueba su operatividad sobre modelos anatómicos, realizados por investigadores, de articulaciones biológicas. Se implementa de forma virtual esta articulación en la programación de la plataforma robótica y se plantea una estrategia de control capaz de estimar el centro instantáneo de rotación de la articulación biológica por medio de la minimización de las fuerzas generadas sobre el paciente. Se realizan pruebas sobre sujetos sanos y se evalúa el desempeño del sistema articular. Por último, en el capítulo 4 se resumen las conclusiones obtenidas durante la realización de esta tesis doctoral, se identican las contribuciones más relevantes del trabajo desarrollado y se presenta la difusión cientíca realizada, nalmente se plantean las líneas de investigación futura. Este trabajo ha sido llevado a cabo con el nanciamiento de la beca Presidente de la República de la Comisión Nacional de Investigación Cientíca y Tecnológica ( conicyt ) del Gobierno de Chile y se enmarca dentro del marco del proyecto hyper (Hybrid Neuroprosthetic and Neurorobotic Devices for Functional Compensation and Rehabilitation of Motor Disorders), consolider-ingenio 2010 (CSD-2009-00067).
Capítulo 1 Introducción. Rehabilitación por Medio de Dispositivos Robotizados. En este capítulo se presentan los antecedentes y la justicación de esta tesis. Se comienza con la epidemiología del accidente cerebrovascular en España y Cataluña, para posteriormente comentar su sintomatología, secuelas y el tratamiento en sus distintas fases de recuperación. Luego se estudia la utilización de dispositivos robóticos de rehabilitación y se cuestiona la relación costo-efectividad de la terapia asistida por robots comparada con una terapia convencional. El estudio se centra en ortesis de la extremidad superior, se analizan las fuerzas de interacción durante un ejercicio y el incremento de éstas debido al desalineamiento. Posteriormente se realiza un estado del arte con un enfoque en el diseño articular de los exoesqueletos con el n de analizar cómo distintos investigadores han resuelto la problemática del alineamiento de los ejes de rotación entre las articulaciones biológicas y las mecánicas. 7
1.1. Introducción 8 1.1. Introducción En España, cada año se producen más de 100000 casos de accidentes cerebrovasculares (ACV) [1]. En Cataluña, la cifra ronda los 15000 casos al año, cifra que se ha ido incrementando progresivamente desde 2009. Del total de casos, aproximadamente dos tercios de los pacientes sobreviven, pudiendo quedar con alteraciones importantes en el movimien- to, visión, habla, sensibilidad y emociones, lo que conlleva a que sea la primera causa de discapacidad en adultos. Estos datos explican el creciente interés por parte de la comunidad médica y cientíca de investigar, desarrollar e implementar terapias de rehabilitación capaces de recuperar al máximo la movilidad e independencia de la persona durante las actividades de la vida diaria (AVD), mejorando así su calidad de vida. En este sentido, la robótica va jugando cada día un papel más importante a la hora de desarrollar nuevas investigaciones que optimicen el proceso de recuperación del paciente, lo que se ve reejado en la gran cantidad de exoesqueletos robotizados orientados a la rehabilitación que se están diseñando e investigando. El uso de sistemas robóticos contribuye a realizar terapias de rehabilitación más intensivas, repetitivas y orientadas a la tarea ( task-oriented ). A través de los parámetros cinemáticos y dinámicos del robot, es posible evaluar de forma continuada la evolución del paciente, manteniendo un completo registro de todas las variables involucradas en el proceso. Con esta información, doctores, terapeutas e investigadores pueden orientar las terapias con el propósito de rehabilitar la funcionalidad del usuario en vez de centrarse en las acciones o movimientos, usando un enfoque más proactivo. El objetivo es la rehabilitación de músculos, tendones o articulaciones y en el caso de disfunciones neuromusculares, promover la neuroplasticidad del cerebro para reaprender el control de movilidad perdido [2,3]. Se han abordado diferentes enfoques en el proceso de rehabilitación con el n de incrementar los benecios de las terapias robotizadas. En este sentido, investigadores han combinado técnicas neurosiológicas y de aprendizaje motor ( motor-learning ), han implementado estrategias para controlar la espasticidad y han aplicado nuevos conceptos de control para los robots como la asistencia justa y necesaria en cada momento ( assist-as- needed ), o estrategias que incentivan el movimiento activo por parte del paciente [4].
1.2. Accidente cerebrovascular 9 1.2. Accidente cerebrovascular En esta sección se explica lo que es un accidente cerebrovascular y se clasica según los dos tipos de ACV más comunes. Se describe la sintomatología del ACV, las principales secuelas con las que puede quedar un paciente y las distintas fases de su tratamiento. 1.2.1. Aspectos clínicos Un accidente cerebrovascular, también conocido como ictus , embolia o trombosis , se produce por una alteración en el ujo normal de la sangre que va al cerebro. Según su origen, se puede clasicar en isquémico y hemorrágico. El 80% de los casos de ACV son de origen isquémico y se producen por la interrupción súbita del ujo sanguíneo producida por un coágulo, mientras que el ACV hemorrágico se produce por la ruptura de una arteria y la extravasación de la sangre (salida de la sangre de los vasos sanguíneos), sobre las estructuras cerebrales. En ambos casos se interrumpe el ujo sanguíneo en un área del cerebro, por lo tanto las neuronas asociadas a esa área dejan de recibir oxígeno, se producen fuerzas mecánicas intracelulares y se inama la zona afectada produciéndose necrosis (muerte celular por un agente externo que impide su reparación) [5] y apoptosis (muerte celular programada) [6]. Dependiendo de la zona cerebral en la que ocurre el ACV, de la celeridad con la que se trate y las características del paciente, la persona afectada puede recuperarse por completo, sufrir algún grado de discapacidad permanente o fallecer. En Cataluña, la tasa de incidencia aumenta cada año, sin embargo la tasa de defunciones ha disminuido debido a los cambios en los protocolos de atención de la enfermedad y a los avances médicos de los últimos tiempos (Fig. 1.1). Los nuevos tratamientos han mejorado notablemente la probabilidad de supervivencia pero ha aumentado de forma paralela la tasa de pacientes con limitaciones físicas y cognitivas. El ACV se caracteriza por la aparición repentina de uno más de los síntomas enumerados a continuación, los cuales, dependiendo de la zona afectada, pueden ir progresando en minutos a horas después del ataque. Dolor de cabeza. Pérdida de visión de uno o ambos ojos y/o visión doble.
1.2. Accidente cerebrovascular 10 Figura 1.1: Tasa de mortalidad del accidente cerebrovascular en Cataluña. Pérdida del equilibrio o de la coordinación motora. Parálisis, entumecimiento de la cara, pérdida de la fuerza en un brazo, la pierna o ambos. Problemas para hablar y/o entender lo que otra persona habla. Cambio en la lucidez mental (somnolencia o pérdida del conocimiento). Cambio en el sentido del gusto. Confusión o pérdida de memoria. Cambios en la sensibilidad motora (en el tacto, dolor, presión o temperatura). Dicultad para leer o escribir. Cambios emocionales, de la personalidad y estado de ánimo. Las secuelas pueden variar dependiendo de la zona afectada, pero en general se pueden agrupar en:
1.2. Accidente cerebrovascular 11 1. Trastornos sensitivos: se puede ver afectada la percepción de la temperatura, dolor, tacto y percepción de las extremidades. Los trastornos pueden variar desde la hipersensibilidad a la no sensibilidad. 2. Trastornos de la visión: se producen pérdidas de parte del campo visual. 3. Trastornos en el lenguaje: Se puede producir afasia (dicultad en comprender y/o emitir un lenguaje), disartria (dicultad en articular palabras) o mutismo (incapacidad de emitir palabras). 4. Dicultad para tragar alimentos ( disfagia ). 5. Trastornos cognitivos: pérdidas de memoria, dicultad en la atención, en la orientación, para tomar decisiones o razonar, entre otros. 6. Trastornos del movimiento: Pérdida de fuerza ( paresia ), del movimiento ( plejía o parálisis ), alteraciones en el equilibrio, espasticidad (contracción permanente de los músculos) y convulsiones. Con el tratamiento adecuado y oportuno, la mayoría de estos trastornos pueden recuperarse de forma progresiva, recobrándose la totalidad de la funcionalidad perdida o hasta una fase de estabilización. El paciente con ictus pasa por diferentes estadios, y en cada uno requiere una atención y tratamiento especializado. Así, se ha divido el tratamiento en las fases aguda y subaguda, fase postaguda y fase crónica. El tiempo de duración de cada fase puede variar según las características del paciente y su oportuna atención, pero en general los tiempos son los que se detallan en la Tabla 1.1 [2]: 1.2.2. Rehabilitación Una vez que el paciente comienza a recuperarse del accidente cerebrovascular, se puede observar una mejoría signicativa de los trastornos en la fase aguda y en parte de la subaguda, debido principalmente a la desinamación y la recuperación del tejido en penumbra (zona periférica al área de daño permanente del tejido encefálico, con daño funcional y en riesgo de afectarse irreversiblemente, pero potencialmente viable [7]). Mientras, la mejo-
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 18 (a) (b) Figura 1.6: Modelos mecánicos de articulaciones humanas. (a) Modelo de bisagra. (b) Modelo de rótula. Figura 1.7: Planos del cuerpo humano. menos 4 grados de libertad siendo el más completo el que considera además del codo y el hombro, la muñeca, el antebrazo (y su movimiento de pronosupinación) y el cinturón escapular del hombro, con lo que los grados de libertad del robot se elevan a 9 (Fig. 1.5a). En la Tabla 1.2 se presentan los distintos movimientos de la extremidad superior, los planos donde se realizan (Fig. 1.7 ) y las articulaciones relacionadas [12]. Estos movimientos articulares son la base que se ha utilizado en la modelización de las articulaciones mecánicas para los exoesqueletos robotizados. Así, en la Universidad de Saga, en Japón, se está desarrollando el exoesqueleto sueful-7 (Fig. 1.8) [13]. Cuenta con 7 GdL, 3 GdL para la exo-extensión, abducción-aducción y rotación interna-externa del hombro, 1 para la exo-extensión del codo, 1 para la prono-supinación del antebrazo y 2 para la muñeca. Este robot posee 16 sensores electromiográcos ubicados en los músculos del hombro, codo y antebrazo además de dos sensores de fuerza (en el antebrazo y en la muñeca), que permiten conocer la intención del movimiento del paciente. Para compensar el desplazamiento del centro de rotación del hombro durante los movimiento de exiónextensión y abducción-aducción, cuenta con un mecanismo de ajuste pasivo en el hombro (Fig. 1.9a) [14], que hace variar su centro de rotación. En el plano sagital (Fig. 1.9b), se utiliza un sistema deslizante capaz de compensar en 67mm el movimiento del CIR del hombro. En el plano frontal (Fig. 1.9c), otro sistema deslizante compensa una variación del
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 19 Complejo articular Articulaciones anatómicas Movimiento angular (*) Plano del movimiento Rango de movimiento Hombro Glenohumeral Subdeltoidea Escapulotorácica Acromioclavicular Esternoclavicular Flexo-extensión (i) Sagital -50 º - 180 º Abducción-aducción (ii) Frontal -30 º - 180 º Rot. interna-externa (iii) Transversal/Horizontal-90 º - 75 º Retro-antepulsión (iv) Sagital 40 º Depresión-elevación (v) Frontal 10-12cm Codo Humerocubital Humeroradial Flexo-extensión (vi) Sagital -10 º - 145 º Antebrazo Radiocubital proximal y distal Prono-supinación (vii) -80 º - 90 º Muñeca Radiocarpiana Mediocarpiana Flexo-extensión (viii) Sagital -90 º - 70 º Abducción-aducción (ix) Frontal -15 º - 45 º Cuadro 1.2: Detalles anatómicos del complejo articular de la extremidad superior. (*) Movimientos referidos a la gura 1.5a. CIR de hasta 84mm. Este sistema busca que el exoesqueleto se acomode a los movimientos de elevación-depresión y retro-antepulsión del hombro, sin embargo, esta compensación está sujeta a las restricciones mecánicas que impone la geometría del mecanismo diseñado, por lo que no es del todo efectivo. Figura 1.8: sueful-7 , Universidad de Saga. En el hospital de niños de Wilmington, USA, se desarrolló el wrex ( Wilmington Robotic Exoskeleton ) [15], un exoesqueleto robótico pasivo de 4 GdL, en exo-extensión, abducción-aducción del hombro y 2 GdL para la exo-extensión del codo (posee una articulación adicional en el codo para compensar la ausencia de la rotación de éste). A través de bandas elásticas se compensa el peso del brazo y provee una sensación de suspensión de
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 20 (a) (b) (c) Figura 1.9: Mecanismo de adaptación del centro de rotación para el hombro
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 21 la extremidad superior. El wrex está diseñado para niños con discapacidades neuromusculares y se puede acoplar a cualquier silla de ruedas así como a un soporte ubicado en la espalda lo que le permite ser portable. Actualmente está siendo comercializado por jaeco orthopedic y se ha logrado que niños con debilidades musculares pero con la mano funcional sean capaces de comer por si solos así como efectuar tareas de manipulación (Fig. 1.10a). Inicialmente, se utilizó un motor lineal para realizar la exión del codo, sin embargo esto no dio buenos resultados debido a que el niño no podía mover su mano hasta la boca debido principalmente a que los chicos no tenían la suciente fuerza en el hombro para realizar la rotación externa. Cuando el codo se exionaba, el centro de rotación natural de éste se desalineaba respecto al centro de rotación de la articulación mecánica, lo que ocasionaba un incomodidad en el niño debido a las fuerzas excesivas aplicadas en su codo. Debido a estos problemas, se eligió un diseño en el cual la transmisión de fuerza se llevara acabo en la articulación del hombro (hacia una base) y el exoesqueleto se jara en el antebrazo, quedando libre el codo para ajustarse de acuerdo a sus requerimientos. Este exoesqueleto es de uso asistencial y no está diseñado para rehabilitación, por lo que puede dejar libre la articulación del codo y evitar así transmisiones inadecuadas de fuerzas al niño. (a) (b) Figura 1.10: Exoesqueletos Hospital Wilmington. (a) WREX. (b) ArmeoSpring ® . En el mismo hospital, se desarrolló una terapia de rehabilitación para pacientes con graves alteraciones motoras denominado t-wrex ( Therapy-Wilmington Robotic Exoskeleton ) [16,17], el cual utiliza una ortesis que asiste al movimiento, sensores y un programa
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 22 informático que simula actividades funcionales. Se utiliza un exoesqueleto con 6 grados de libertad pasivos, el cual a través de bandas elásticas, sostiene el peso del brazo y permite asistir a su movimiento. Se adaptó el wrex para adultos, añadiéndose además sensores en cada articulación para permitir el estudio de los movimientos del brazo y un sensor en la mano que permite medir la acción de agarre. Posteriormente hocoma inc. comercializó el primer prototipo bajo el nombre de ArmeoSpring ® (Fig. 1.10b), cambiando las bandas elásticas por un sistema de resortes y añadiendo una interfaz avanzada de realidad virtual para motivar al paciente durante la ejecución de la terapia. Se apoya en una base móvil lo que le permite trasladarse y ajustarse según el tamaño del paciente, además de poder ser usada en sillas de ruedas. La articulación del codo posee 3 grados de libertad pasivos que reemplazan la rotación natural de este, aunque estas tres articulaciones no rotan respecto a un mismo centro de rotación. (a) ARMin , Escuela Politécnica Federal de Zurich (b) ArmeoPower ® Figura 1.11: Exoesqueletos ARmin y ArmeoPower En la ETH de Zurich (Escuela Politécnica Federal de Zurich), Suiza, se desarrolló un exoesqueleto para terapia del miembro superior en pacientes con accidentes cerebro vasculares, ARMin [18], el cual va en su 3 ª versión (Fig.1.11a). Posee 6 grados de libertad y su sistema de control se basa en arquitecturas de impedancia y admitancia. Acompaña al sistema un programa en entorno virtual que realiza una serie de juegos que ayudan a la rehabilitación del paciente. Actualmente, se encuentra en 5 centros hospitalarios para realizar pruebas terapéuticas y así evaluarlo. Para reducir las fuerzas de interacción en el hombro, en la versión II, se le añadió un grado de libertad pasivo lineal deslizante al hombro con el n de compensar los desplazamientos verticales del hombro (depresión-elevación),
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 23 sin embargo en la tercera versión se eliminó este grado de libertad extra y se sustituyó por una geometría que optimiza el movimiento de traslación y permite la rotación de los tres GdL del hombro entorno a un mismo punto. Basándose en este modelo, hocoma inc. desarrolló el ArmeoPower ® ( Fig. 1.11b), el cual es uno de los primeros exoesqueletos comerciales para la rehabilitación del miembro superior en personas afectadas con ACV. Figura 1.12: hal, cyberdyne Otro producto comercializado por la empresa cyberdyne systems se desarrolló en la Universidad de Tsukuba, Japón, el cual es un traje robot denominado hal ( Hybrid Assistive Limb ) [19,20]. Actualmente se comercializa la versión 5 de este modelo. Está diseñado para asistir el movimiento de todo el cuerpo en personas con trastornos musculares, o problemas de parálisis producidas por lesión cerebral o medular, aunque también puede ser utilizado como sistema de rehabilitación en pacientes con ACV e incluso de aumentación de la fuerza y resistencia de una persona. Pesa en torno a los 23Kg (soportados por el mismo traje) y tiene una autonomía aproximada de 2 horas y 40 min. Sus articulaciones rotan respecto a ejes de rotación jos, por lo que no considera los posibles desalineamientos entre el traje y la persona. Figura 1.13: rupert iv , Universidad del Estado de Arizona En la Universidad del Estado de Arizona se desarrolló el rupert iv ( Robotic Upper Extremity Repetitive Trainer ) [21] . Diseñado para asistir en tareas repetitivas de la vida
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 24 diaria, ya que es portable y tiene un bajo peso. Posee 5 grados de libertad, 2 en el hombro (exo-extensión y rotación interna-externa), 1 en el codo (exo-extensión), 1 en la pronosupinación del antebrazo y 1 el movimiento de exo-extensión de la muñeca. Está actuado por músculos neumáticos y su estructura está construida por materiales compuestos de grato (Fig. 1.13). El objetivo de usar músculos neumático es su bajo peso, lo cual es una prioridad dado que el exoesqueleto es portable. Sin embargo los actuadores neumáticos son no lineales y difíciles de programar, por lo que las líneas actuales de investigación han preferido utilizar actuadores mecánicos, ya que se requiere un control preciso del movimiento. Figura 1.14: able, cea-list En el cea-list , Service de Robotique Interactive , en Francia, se desarrolló el exoesqueleto able TM [22,23] que cuenta con 4 grados de libertad, 3 para el hombro (exoextensión, abducción-aducción, rotación interna-externa) y uno para el codo (exo-extensión). Ahora se está comercializando por la empresa haptio s.a., la cual ha modernizado el diseño y ha ampliado hasta 7 GdL la cadena articular del exoesqueleto, sin embargo todos los actuadores rotan en torno a un centro jo. El exoesqueleto está soportado por una base ja de tal forma que su peso de 13Kg no lo absorba la persona y se puede utilizar para rehabilitación de personas con debilidad muscular. La transmisión del movimiento se realiza a través del sistema scs ( Screw Cable System ) [24], cuyas principales ventajas son la baja fricción y su alta capacidad de carga. Es capaz de generar un par de 13Nm para el codo y de 18Nm para el hombro. En la Universidad de Washington [25], en Estados Unidos, se desarrolla un exoesqueleto de 7 GdL para rehabilitar pacientes con ictus ( exo - ul7 ). Es controlado a través de un un modelo del músculo humano que predice el movimiento a efectuar en tiempo real gracias a sensores electromiográcos ubicados en partes especícas del brazo [26]. Pesa cerca de 10Kg y está soportado por una estructura ja (Fig. 1.15). La articulación del codo en el exoesqueleto se hace coincidir con el centro de rotación del codo del paciente y la del hombro queda libre. A pesar de esto, sus articulaciones pueden sufrir desalineamientos debido a un mal ajuste al paciente en el inicio de la terapia y a desajustes durante el movimiento,
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 25 ya sea por el movimiento de los tejidos blandos o por que la persona se mueve respecto al soporte. Figura 1.15: Exoesqueleto Universidad de Washington exo-ul7 En la Universidad de Queen's, se desarrolla un robot de rehabilitación del complejo hombro-codo para pacientes que han sufrido accidentes cerebrovasculares, el medarm [27]. Posee 6 grados de libertad, de los cuales 4 son para los movimientos del hombro y el codo (3 y 1 respectivamente), y 2 son para la articulación esternoclavicular que le permite elevación/depresión y retropulsión/antepulsión, con el n de ajustarse a los diferentes tamaños de las personas, además de compensar y estabilizar el movimiento del hombro. El sistema está accionado por un mecanismo de cables y poleas, el cual permite que el miembro superior se mueva en el entorno de trabajo del robot (Fig. 1.16). Gracias a los dos grados de libertad para la articulación esternoclavicular, se puede ajustar en cierta medida el centro de rotación de la articulación del hombro del exoesqueleto con la de la propia extremidad. En la Agencia Espacial Europea ( esa ) [28] se desarrolló un exoesqueleto redundante para telemanipulación con retroalimentación de fuerza en ambientes de gravedad reducida. Posee 16 grados de libertad que buscan reproducir los 7 grados de libertad de la extremidad superior. Uno de los principales objetivos de este dispositivo es evitar el desalineamiento de los centros de rotación de las articulaciones del exoesqueleto con las del brazo, producidas por el movimiento natural de éste, los cuales producen esfuerzos sobre las articulaciones
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 26 Figura 1.16: medarm , Universidad de Queen's de la extremidad ocasionando dolor e incomodidad (Fig.1.17). Figura 1.17: esa Human Arm Exoskeleton Si bien no está diseñado para terapias de rehabilitación, es interesante cómo abordan el problema de los CIR de las articulaciones. En el codo, el exoesqueleto posee 4 grados de libertad, 2 de ellos activos para los movimientos de exión-extensión y prono-supinación mientras que otros 2 GdL son pasivos y buscan compensar el error de desalineamiento, garantizar una sensorización precisa y evitar la transmisión al codo de las fuerzas ejercidas. En la Scuole Superior S. Anna di Pisa, se ha desarrollado un exoesqueleto para la
1.3. Estado del arte de los dispositivos robóticos 27 Figura 1.18: neuroe xos articulación del codo neurobotics Elbow Exoskeleton ( neuroe xos) [29] diseñado para maximizar el comfort y la seguridad del paciente que ha sufrido un ACV. Realiza un movimiento activo de 1 GdL para la exo-extensión, pero además cuenta con un mecanismo de 13 GdL que en conjunto proporcionan 4 GdL pasivos adicionales a la exo-extensión del codo. De estos 4 GdL pasivos, 3 están diseñados para permitir una rotación pasiva de ±15 º en el plano frontal y ±21 º en el plano transversal y 1 GdL permite un desplazamiento relativo de ± 15mm en el plano transversal. Este tipo de diseño permite compensar los movimientos que ocasiona el ángulo de acarreo del codo, pero no desalineamientos en el plano sagital. 1.3.3. Extremidad inferior A diferencia de la extremidad superior donde la terapia busca rehabilitar funcionalidad, en la extremidad inferior se busca rehabilitar el sentido del equilibrio y la marcha, siendo uno de los requisitos mantener la estabilidad del cuerpo durante el movimiento. En esta cadena articular, la mayoría de exoesqueletos para la rehabilitación funcionan junto a una cinta andadora y tanto la rodilla como la cadera son consideradas como una articulación tipo bisagra [3035]. Estudios en la articulación de la rodilla han demostrado que el CIR se desplaza en promedio 17mm [36] y la ortesis se puede llegar a desajustar hasta 20mm durante el movimiento de exión-extensión [35]. Otros estudios han concluido que las ortesis no ofrecen
2.1. Anatomía del codo 34 Este trabajo se enfoca en el análisis de la extremidad superior, especícamente del brazo y antebrazo durante el movimiento de exo-extensión del codo, debido a que durante este movimiento no intervienen otras articulaciones ni otros grados de libertad, por lo que se pueden estudiar los efectos de los desalineamientos entre el paciente y el robot sin introducir variables que afecten el análisis. Sin embargo, los resultados obtenidos son extrapolables a cualquier articulación que actúe en el plano sagital. Para su estudio, se ha construido y congurado un banco de ensayo capaz de realizar las pruebas de desalineamiento en la articulación del codo. El diseño de esta plataforma ha partido del análisis de los requerimientos anatómicos y del estudio de los músculos involucrados durante el movimiento de exo-extensión del codo. 2.1. Anatomía del codo El codo es la articulación intermedia del miembro superior, posee un complejo articular de 3 articulaciones (humerocubital, humerorradial y radiocubital proximal) que funcionan como una sola, las cuales se encuentran todas ubicadas en la misma cavidad articular, como se indica en la gura 2.1. Figura 2.1: Complejo articular del codo Sus funciones principales son [43]: 1. Posicionar y orientar la mano en el espacio.
2.1. Anatomía del codo 35 2. Actuar como pivote de la palanca del antebrazo, permitiendo alargar o acortar la distancia hombro-mano. Estas funciones se logran gracias a los dos grados de libertad que posee el complejo articular (aunque anatómicamente posee un solo grado de libertad ya que el otro se asocia al movimiento en conjunto del antebrazo), lo cual permite un movimiento de exo-extensión que requiere la participación de las articulaciones humerocubital y humerorradial y un movimiento de pronosupinación ejercido por la articulación radiocubital proximal. La combinación de ambos permite movimientos tan vitales como el de la propia alimentación y el de posicionar y orientar la mano en el espacio. Muchas veces el complejo articular del codo queda relegado a la hora de solucionar patologías del miembro superior al darse más importancia al hombro o la mano, sin embargo hay que tener en cuenta que una inadecuada rehabilitación puede implicar una minusvalía del conjunto de la cadena articular de la extremidad superior. Así, por ejemplo, un paciente con rigidez articular en ambos codos que le ocasione un movimiento incompleto de exiónextensión no podría alimentarse por sí mismo. 2.1.1. Flexo-extensión Mecánicamente el codo se puede modelar como una bisagra (gura 1.6), que permite el movimiento de exo-extensión, donde en la parte superior (brazo), se encuentra la paleta humeral soporte de la polea articular, en la parte inferior (antebrazo), un semianillo que se encaja en la polea y un sistema ligamentoso que otorga la estabilidad necesaria para el movimiento e impide que el conjunto se separe [12]. Para medir la exo-extensión, los ejes del brazo y antebrazo deben estar alineados como se indica en la gura 2.2. Así, se dene la exión como el movimiento que dirige el antebrazo hacia el brazo en el plano sagital mientras que la extensión es el movimiento opuesto. Ambos movimientos se miden con el brazo y antebrazo alineados (posición 0 º o de medición). La exión activa (la fuerza para ejercer el movimiento la realiza la propia persona), no sobrepasa los 145 º y se encuentra limitada principalmente por el contacto de las masas musculares del brazo y el antebrazo (mientras más musculatura, menor la amplitud de
2.1. Anatomía del codo 36 la exión activa). La exión pasiva (la fuerza para ejercer el movimiento no la ejerce la persona, es una exión asistida), puede alcanzar los 160 º y está limitada por la tensión que se produce en la cápsula articular, la tensión pasiva del músculo tríceps y el impacto de los extremos de los huesos en contacto [12]. La extensión pasiva del codo desde su posición de medición alcanza entre 0 º y 10 º , acentuándose en niños, jóvenes, mujeres embarazadas y personas con musculatura hiperlaxa [44,45]. La extensión activa puede no alcanzar a llegar a la posición 0 º , extensión completa, en estos casos se habla de un décit de extensión y se mide negativamente llegando hasta los -15 º en personas con la musculatura muy desarrollada. Figura 2.2: Movimiento de exo-extensión Por convención internacional [43], se determina que (Fig. 2.3): El sector mínimo de función del codo es de 80 º a 110 º de exión. El sector funcional es de 30 º a 120 º en exión. Sector de lujo, entro los 120 º a 140 º de exión y de 0 º a -30 º de extensión. 2.1.2. Movimiento varo-valgo Es un movimiento pasivo producido en el plano frontal por la biomecánica anatómica del brazo. Cuando el brazo está completamente extendido a los lados del cuerpo, el antebrazo se separa del cuerpo entre 10 º y 15 º (valgo), mientras que cuando está completamente exionado se acerca al cuerpo unos 5 º a 10 º (Fig. 2.4). Este movimiento se produce gracias a la variación del ángulo de acarreo ( α ) del codo, y permite que los antebrazos no choquen contra la cadera al balancear la extremidad superior. Además ayuda en movimientos de
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 37 Figura 2.3: Sectores de función del codo alcance y acercamiento de la mano a la cara y es importante a la hora de cargar objetos. El ángulo de acarreo tiene una variación lineal respecto al ángulo de exo-extensión [46,80]. La mayoría de exoesqueletos no consideran este movimiento en el diseño de su arquitectura. Sólo permiten el movimiento de exo-extensión en el plano sagital, imponiendo una restricción al ángulo de acarreo. 2.1.3. Músculos involucrados en la exo-extensión del codo La extremidad superior posee una gran movilidad y es capaz de manipular y sujetar diversos objetos. En total posee 42 músculos y se requiere la combinación de varios de ellos para poder realizar una AVD. Para el caso de una exo-extensión pura del codo, los músculos involucrados son el bíceps braquial, el braquial, el braquiorradial y el tríceps (Tabla 2.1). Estos están ubicados tanto en el brazo como en el antebrazo, como se observa en la gura 2.5. Los más importantes son el bíceps y el braquiorradial para la exión, mientras que para la extensión es el tríceps. 2.2. Estudio de la interacción persona-robot A continuación se analiza la interacción entre el paciente y el robot y se plantea el interés de medir la relación entre un mal ajuste del robot a la persona y las fuerzas de interacción producidas. Se describe la implementación de un banco de ensayo para emular diversos desalineamientos y medir sus efectos sobre el paciente.
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 38 Figura 2.4: Movimiento de varo-valgo del brazo. 2.2.1. La terapia robotizada y la adaptación robot-paciente A la hora de utilizar dispositivos robóticos se han de tomar en consideración aspectos ergonómicos basados en la seguridad y confort del paciente. Tanto la interfaz mecánica como la sujeción de ésta al paciente son elementos esenciales a la hora de diseñar el robot y de desarrollar su sistema de control, ya que se está acoplando un sistema con modelo de cuerpo rígido con un sistema semi-rígido con comportamiento viscoelástico. La transferencia de fuerzas sobre el paciente depende de la imposición de restricciones al movimiento de las articulaciones biológicas y de la sujeción sobre los tejidos blandos. En el capítulo 1 se ha observado que las arquitecturas robóticas utilizadas por los investigadores no garantizan una correcta transmisión de fuerzas al paciente, debido principalmente a la imposibilidad de mantener alineadas las articulaciones y a no adaptarse a su complejo movimiento. Si bien es intuitivo pensar que el desalineamiento de la arquitectura robótica se va a traducir en un aumento de las fuerzas sobre el paciente, no se ha estudiado el comportamiento de esta interacción ni sus efectos sobre la actividad muscular. Por esta razón en este trabajo se plantea la necesidad de modelar y cuanticar estas fuerzas. Puesto que se quiere estudiar el efecto del desalineamiento a nivel de fuerzas producidas
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 39 Músculos Función Descripción Bíceps braquial Flexión del codo y supinación del antebrazo Es el músculo exor principal Braquial Flexión del codo Es uno de los pocos músculos que posee una única función Braquiorradial Flexión del codo y prono-supinación del antebrazo Actúa principalmente cuando el antebrazo está en posición neutra. (no hay prono-supinación) Tríceps braquial Extensión del codo Es el único músculo involucrado en la extensión del brazo Cuadro 2.1: Músculos responsables de la exo-extensión del codo Figura 2.5: Músculos del brazo
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 40 y su efecto sobre la actividad muscular, se deben adquirir y analizar señales de fuerza/par y señales electromiográcas durante contracciones dinámicas. Para evaluar las fuerzas de interacción durante una terapia robotizada en diferentes condiciones de trabajo, es necesario por tanto, un banco de ensayo capaz de generar diversos desalineamientos, ajustarse a las diversas medidas de un paciente y que sea lo sucientemente exible a nivel mecánico y de software como para evaluar nuevas técnicas o tratamientos de rehabilitación (como técnicas de evaluación motora, asistencia justa y necesaria, entre otras). 2.2.2. Plataforma robótica A la hora de implementar un banco de ensayo para medir las fuerzas de interacción, lo primero es escoger el tipo de robot a utilizar para las pruebas. Si bien en un comienzo se desarrollaron terapias de rehabilitación por medio de robots con sujeción del elemento terminal al brazo o antebrazo del paciente (Fig. 1.3a), los nuevos enfoques se orientan a desarrollar exoesqueletos robotizados (Fig. 1.3b), debido a que se puede ejercer un mejor control de las posturas y los pares aplicados sobre cada una de las articulaciones de la anatomía humana. Sin embargo, la necesidad de los exoesqueletos de interaccionar físicamente con el paciente los hace más rígidos a la hora de adaptarse a la variabilidad antropométrica de las extremidades. Al estudiar las fuerzas de interacción que se producen durante un desalineamiento entre los CIR del robot y del paciente, la arquitectura del exoesqueleto limita la exibilidad del banco de ensayo para modelar estos desalineamientos. Por esta razón se escogió utilizar un brazo robot con estructura angular que sujeta el antebrazo del paciente emulando el accionamiento de un exoesqueleto al efectuar los movimientos programados en cada tipo de terapia. Este tipo de plataforma permite adaptarse fácilmente a las medidas de cualquier paciente, rotar en torno a centros de rotación jo o variables, probar diversas arquitecturas robóticas y poder colocar sensores de fuerza y electromiográcos sin provocar interferencias ni al robot ni a las mediciones. A través de la medición e interpretación de sus variables internas, algunos tipos de brazos robots comerciales estiman las fuerzas y pares producidos en su elemento terminal (las cuales son las que se transmiten al paciente). Sin embargo, dichas estimaciones son seriamente afectadas por la conguración del robot (como la aproximación a alguna singu-
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 41 Figura 2.6: Fuerzas estimadas por el robot y medidas por el sensor. laridad), por las demoras entre las mediciones estimadas y las reales y la histéresis, entre otras. Para comprobar si se producían estos problemas, se colocó un sensor de fuerza en el elemento terminal del robot y se comparó los resultados entre los datos obtenidos por el sensor y las estimaciones realizadas por el robot. En la gura 2.6 se observan los resultados para un movimiento cíclico del robot. Se puede apreciar que las fuerzas estimadas pueden usarse para el sistema de control del robot, ya que éste no requiere conocer el valor de la fuerza de forma precisa, sino que su control se basa en el diferencial de la medida tomada actual con la anterior. Sin embargo, aunque sean útiles para el control, estas medidas no son útiles para este estudio, ya que se requieren los valores precisos de fuerza y pares realizados durante la interacción persona-robot. Debido a los problemas en la estimación de las fuerzas de interacción, es necesario ubicar un sensor de fuerza entre el robot y la extremidad que garantice una correcta medición. por otro lado, como se quiere analizar el efecto de estas fuerzas a nivel muscular, se adquirieron señales electromiográcas (EMG) de los músculos del brazo y antebrazo que intervienen en el movimiento. Con estos requisitos, se utilizó el banco de ensayo mostrado en la gura 2.7 compuesto por: a ) Robot Kuka LWR de 7 GdL que ejecuta los movimientos de exo-extensión de la articulación del codo simulando la acción de un terapeuta, manteniendo las restricciones que impondría un exoesqueleto. b ) Soporte para mantener apoyado el torso del sujeto y el antebrazo en posición de 90 º respecto al torso. Por medio de esta sujeción se impide que el hombro participe en el movimiento, por lo que actuaría como jación de esta articulación y permitiría el comportamiento del robot como si fuera un exoesqueleto.
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 42 Figura 2.7: Banco de ensayo utilizado en la terapia de exo-extensión del codo. a) Robot de 7 GdL. b) Soporte para el torso y el brazo. c) Sujeción del robot al antebrazo. Aquí se ubica el sensor de fuerza. d) Sistema de adquisición EMG. e) Interfaz de visualización de datos y control de la terapia. c ) Sujeción del elemento terminal del robot al antebrazo. Entre ambos se encuentra ubicado un sensor de fuerza/par de alta precisión de seis grados de libertad ATI gamma . La adquisición de las medidas del sensor se llevó a cabo por medio de una tarjeta de adquisición NI PCI-6034E. d ) Sistema de adquisición de datos EMG formado por: 1. El módulo Biopack MP150 2. Cuatro tarjetas de adquisición de datos EMG100C 3. Electrodos de supercie Ag/AgCl EL501 e ) Interfaz de usuario. Esta interfaz cumple el rol de congurar los parámetros de la terapia, registrar los datos del robot, fuerza/par y EMG además de desplegarlos en pantalla. La estrategia de control implementada está basada bajo el concepto assist-as-needed . Se programó una trayectoria que corresponde al movimiento de exo-extensión del codo, con las restricciones al movimiento que presentan los exoesqueletos de la extremidad superior, es decir, modelizando el movimiento articular como una bisagra (1 GdL), rotando en torno a un centro de rotación jo e impidiendo movimientos fuera del plano sagital. El algoritmo
2.2. Estudio de la interacción persona-robot 43 de control por impedancia que gobierna los actuadores del robot se expresa mediante la ecuación 2.1: τR=JT(kA(TR−TD) + diag (pA)·FM) + D(dA) + f(q, ˙q, ¨q) (2.1) Donde τR es el par que deben realizar los actuadores del robot, JT es el jacobiano transpuesto, kA representa la rigidez del sistema, dA es el amortiguamiento, pA son los parámetros de avance asociados a las fuerzas medidas, FM son las fuerzas de las articulaciones, f(q, ˙q, ¨q) son las coordenadas dinámicas del modelo robótico y TR−TD son las posiciones reales y deseadas del robot respectivamente. Este control por impedancia está descrito con mayor detalle en [48,49]. Los datos medidos por el robot y los sensores externos son guardados junto a los parámetros congurados en la interfaz para la ejecución de la terapia. La plataforma se diseñó y programó para realizar movimientos de la extremidad superior bajo el concepto de asistencia justa y necesaria [47]. En la gura 2.8 se muestra el diagrama de control de la plataforma, la cual consta de tres bucles principales: 1. Bucle de evaluación motora: En él se reciben los datos de posición del robot (d), las fuerzas de interacción (e) y de las señales electromiográcas (f), se evalúan estos datos en base a escalas de evaluación motoras y se determina el porcentaje de asistencia que debe realizar el robot (a). 2. Bucle de asistencia: En este bucle se evalúa la asistencia que debe realizar el robot (a), las fuerzas que está ejerciendo la persona (e) y las posiciones del robot (d) para determinar los parámetros de control (b) de la terapia. 3. Bucle de control de impedancia: En él se generan los parámetros de actuación del robot (c) basados en su posición (d) y en los parámetros de control de la terapia. Para las pruebas realizadas, sólo se requiere del bucle de control y del bucle de asistencia, ya que el objetivo no es valorar la evolución del control motor, sino que dadas unas condiciones especícas de asistencia, efectuar un movimiento de exo-extensión controlado. Las señales de fuerza se utilizan para controlar el robot y además se adquieren para evaluar las fuerzas de interacción, al igual que las señales EMG y la posición del robot.
2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas 50 Para lo cual se realiza una interpolación espectral a cada valor atípico detectado [58,59]. Este método parte de la suposición de considerar el espectro de la señal como una curva continua. Cada valor atípico detectado xj tiene asociado una frecuencia fj , luego, el valor correcto x0 j correspondiente a la frecuencia fj se puede estimar interpolando entre xj−1 y xj+1 . c ) Para volver al dominio tiempo se aplica la transformada inversa de Fourier sobre el espectro corregido. d ) Posteriormente se aplica un ltro pasa alto Butterworth de orden 2 (frecuencia de corte de 10Hz, ya que la densidad espectral del movimiento de artefactos se encuentra bajo los 20Hz [53]) y un ltro pasa bajo Butterworth de orden ocho (frecuencia de corte de 350Hz, ya que la energía de la señal se encuentra bajo esta frecuencia) con el objetivo de atenuar el ruido instrumental y los artefactos de movimiento que pudieran permanecer en la señal [60]. El ltro se aplicó dos veces, la segunda vez con los datos en orden invertido con el n de evitar distorsiones en la fase de la señal. e ) Finalmente, se realiza un proceso de eliminación de ruido ( denoise ) mediante una transformada wavelet [6163]. Se utilizó la wavelet Daubechies de segundo orden (db2) ya que estudios determinaron que era la wavelet madre más efectiva en procesos de denoise de señales EMG [62]. Los resultados de cada etapa se pueden apreciar en la gura 2.11. Para evaluar la eciencia del proceso de reducción del ruido se calculó el valor RMS de la señal ltrada ( RMSdenoise ) y la señal original ( RMSraw ), se aplicó la ecuación 2.4 y se observó una reducción del ruido de la señal ltrada de hasta un 80%. Los buenos resultados obtenidos en el proceso de eliminación del ruido son debido al hecho de que el ruido es gaussiano, mientras que las señales de EMG son de origen estocástico, por lo que la transformada wavelet puede discriminar y separar ambas señales. %ruido =(RMSraw −RMSdenoise) RMSraw ·100 (2.4)
2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas 51 (a) (b) (c) Figura 2.11: Proceso de denoise de la señal EMG. (a) Señal original.(b) Identicación de outliers. (c) Señal limpia de ruido.
2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas 52 2.4.1.3. Extracción de parámetros de la señal EMG Varias técnicas pueden ser aplicadas con el n de parametrizar la señal EMG [64], aunque la mayoría de ellas funcionan sólo en señales obtenidas a partir de contracciones musculares estáticas (ejercicios isométricos), donde la señal EMG se puede considerar estacionaria. En contracciones dinámicas (ejercicios dinámicos), en cambio, aparecen otros problemas [65], como son: Variaciones en la conductividad muscular producidos por cambios en la longitud, el diámetro y la orientación de las bras musculares. Variación en el reclutamiento de las unidades motoras (UM). Los movimientos de los tejidos blandos que causan un cambio en la posición de los electrodos con respecto al origen de los potenciales de acción. Todos estos factores hacen que la interpretación de señales sEMG sea altamente compleja, debido a su naturaleza no estacionaria. Estudios de fatiga muscular y control mioeléctrico en contracciones dinámicas [52,6569], muestran que se puede obtener información al deslizar una ventana de 200-300ms a través de la señal EMG, extrayendo segmentos de tiempo en el que la señal se puede considerar semi estacionaria. Para este estudio, se utilizó una ventana de 250ms con un solapamiento del 75%. En las investigaciones mencionadas anteriormente, los parámetros más utilizados para caracterizar la señal EMG son la frecuencia media (MNF) y la raíz cuadrada media (RMS), para los dominios de tiempo y frecuencia, respectivamente. MNF se dene por la ecuación 2.5, donde fj corresponde a la j-ésima frecuencia del espectro, Pj es la amplitud del espectro a la frecuencia fj y M es el tamaño del espectro. MNF se utiliza como indicador de la fatiga muscular [70]. MNF = M P j=1 fj·Pj M P j=1 Pj (2.5) RMS se dene en la ecuación 2.6, donde xi es el valor i-ésimo de la señal EMG y N su tamaño. El valor RMS se utiliza como un indicador del reclutamiento de las bras
2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas 53 musculares durante una contracción [52]. RMS =v u u t 1 N N X i=1 x2 i (2.6) 2.4.2. Señales de fuerza y par Las señales de fuerza/par no requieren un preprocesamiento como las señales EMG, principalmente debido a que no son tan sensibles al ruido y a que el sensor utilizado es robusto y preciso. 2.4.2.1. Registro Por medio del sensor ATI Gamma situado en el elemento terminal del robot se obtienen las medidas de las fuerza/par producidas durante la interacción persona-robot. Las señales fueron adquiridas por medio de una tarjeta de adquisición de datos NI PCI-6034E con una frecuencia de muestreo de 31.25Hz. Para suavizar la señal de las vibraciones del robot se utilizó el ltro Savitzky-Golay de primer orden, el cual está basado en el cálculo de una aproximación polinomial local por medio de mínimos cuadrados [71]. La principal característica de este ltro es su capacidad de mantener los máximos y los mínimos relativos, así como el ancho de estos picos [72]. 2.4.2.2. Extracción de parámetros de la señal de fuerza/par A partir de los parámetros del robot, se identicó cada ciclo de exo-extensión en las señales de fuerza/par. Con estos datos, se obtuvo la curva de fuerza/par vs ángulo de exo-extensión ω , como se muestra en la gura 2.12a. Todos los ciclos fueron promediados, teniendo en cuenta que en la condición C2 la ejecución de cada movimiento fue a velocidad variable, por lo que las señales fueron remuestreadas cada un grado para promediarlas correctamente (Fig. 2.12b). Para estudiar la variación de las fuerzas de interacción, es necesario analizar la forma de las curvas obtenidas y el trabajo realizado en cada ejercicio. Por estas razones, a partir de esta curva y con el n de caracterizar el efecto de cada desalineamiento, se extrajeron tres parámetros: la pendiente de la curva, las fuerzas/pares de interacción y la energía
2.4. Técnicas de análisis y parámetros a extraer de las señales registradas 54 (a) (b) Figura 2.12: Señal de Fuerza vs w característica. (a) Veinte ciclos de exo-extensión. (b)Fuerza vs w promediado. La curva muestra la exión y la extensión indicadas por las echas. normalizada. La pendiente de la curva y las fuerzas/pares de interacción se extraen a ángulos especícos con el n de ver el comportamiento de la señal. La energía normalizada se calculó con el n de evaluar el trabajo realizado por el paciente. Pendiente de la curva. Con el n de caracterizar las variaciones de las diferentes curvas promediadas, la pendiente, o gradiente de la curva, se calculó para ángulos especícos (0 º -30 º -60 º -90 º -120 º ) a través de la derivada de la curva en esos puntos. Se obtuvieron estos datos tanto para la exión como para la extensión. Fuerzas/pares de interacción. En C1 , las fuerzas/pares medidas corresponden a la resistencia pasiva del sujeto al movimiento. En C2 estas medidas corresponden al esfuerzo realizado por el sujeto para efectuar el movimiento. Se calcularon a 0 º -30 º - 60 º -90 º -120 º para la exión y la extensión. Energía normalizada. El área bajo las curvas de exión y extensión representa la energía necesaria para realizar el movimiento del miembro superior. Para hacer estas medidas comparables entre distintos sujetos, la energía se normalizó considerando el máximo de la totalidad de los desalineamientos generados.
2.5. Resultados y discusión 55 2.4.3. Tratamiento estadístico Para estudiar el comportamiento de los distintos parámetros según los desalineamientos respecto a la posición alineada inicial a, se realizó un tratamiento estadístico mediante el análisis en dos dimensiones de la varianza (ANOVA-2D). Se calculó la signicancia de los parámetros obtenidos respecto a la posición a , considerando las veinte repeticiones y los siete sujetos. Se utilizó un valor de signicancia p<0.05. Debido al tamaño de las muestra, la normalidad de los datos se comprobó con la prueba de Shapiro-Wilks [73], la cual es una prueba de contraste de normalidad para muestras pequeñas (menos de 30 datos). Todos los programas desarrollados se implementaron con el software LabVIEW NI-2009. 2.5. Resultados y discusión Siendo el objetivo de este capítulo el análisis de las variaciones de los patrones musculares y de las fuerzas de interacción ocasionadas por el desalineamiento, a partir de pruebas en sujetos sanos, se extrajeron parámetros de las señales de fuerza/par y EMG y se compararon con los patrones obtenidos en la conguración inicial a . A partir del análisis de los resultados, se evaluaron los efectos de la transmisión inadecuada de fuerzas en diferentes fases de las terapias. 2.5.1. Señales EMG Evaluando las condiciones C1 y C2 para cada sujeto, se obtuvieron los valores de MNF y RMS de cada desalineamiento durante los movimientos concéntricos (exión) y excéntricos (extensión). Debido a la naturaleza no estacionaria de las señales EMG, especícamente al cambio en la longitud y el diámetro de las bras musculares durante los movimientos de exión y extensión, las señales se dividieron en seis intervalos, de 0-20 º hasta los 100-120 º en incrementos de 20 º . Las dos funciones descritas anteriormente se calcularon para cada uno de ellos (Fig. 2.13). Las guras 2.14, 2.15 y 2.16 muestran el comportamiento de los parámetros MNF y RMS durante la exión y la extensión para la C1 de los músculos braquiorradial, bíceps y tríceps respectivamente, mientras que en las guras 2.17, 2.18 y 2.19 se observan los
2.5. Resultados y discusión 56 Figura 2.13: Señal EMG del bíceps durante un ejercicio de exión. La señal está dividida en intervalos de 20 º . resultados para la C2 . La curva de color negro corresponde a la conguración inicial a y el resto de curvas corresponden a los distintos desalineamientos generados. Analizando los resultados de los parámetros MNF y RMS, se observa una diferencia signicativa (p<0.01) entre la conguración centrada a y las conguraciones desalineadas b, ..., q . Estos resultados revelan que cuando el dispositivo robótico no está correctamente alineado con las articulaciones biológicas, las fuerzas transmitidas sobre el paciente afectan la normal activación muscular. Este comportamiento se repite en ambas condiciones C1 y C2 (p<0.1), por lo tanto, no dependen del nivel de asistencia del robot. Además se encontró una variación no signicativa entre sujetos (p>0.5), lo que permite constatar que la sobrecarga muscular se observa en todos los sujetos. Desde el punto de vista de la activación muscular, los mayores cambios se producen durante la condición sin asistencia C2 , ya que es el paciente el que realiza la fuerza y por tanto se produce un mayor reclutamiento de bras musculares. Así, es posible observar que para los músculos bíceps y tríceps, se produjo un aumento progresivo del parámetro MNF a medida que aumentaba el ángulo de exión (p<0.01) (Fig. 2.18 y 2.19). Este resultado coincide con los obtenidos en [68,74,75], y se debe a la mayor velocidad de conducción producida por el acortamiento de la longitud del músculo para ángulos mayores de exión. El braquiorradial presenta un valor de MNF más estable (Fig. 2.17), sin grandes variaciones entre los diferentes rangos articulares, debido a que no se produce un acortamiento/alargamiento de la longitud del músculo durante la exo-extensión. Por otra parte, durante los movimientos pasivos ( C1 ) se induce la actividad muscular [76,77], por lo que
2.5. Resultados y discusión 57 (a) (b) Figura 2.14: Parámetros MNF y RMS extraídos del braquiorradial para C1 . (a) Músculo braquiorradial durante el movimiento de exión. (b) Músculo braquiorradial durante el movimiento de extensión.
2.5. Resultados y discusión 58 (a) (b) Figura 2.15: Parámetros MNF y RMS extraídos del bíceps para C1 . (a) Músculo bíceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo bíceps durante el movimiento de extensión. (a) (b) Figura 2.16: Parámetros MNF y RMS extraídos del tríceps para C1 . (a) Músculo tríceps durante el movimiento de exión. (b) Músculo tríceps durante el movimiento de extensión.
2.5. Resultados y discusión 59 (a) (b) Figura 2.17: Parámetros MNF y RMS extraídos del braquiorradial para C2 . (a) Músculo braquiorradial durante el movimiento de exión. (b) Músculo braquiorradial durante el movimiento de extensión.
2.5. Resultados y discusión 66 Figura 2.27: Gráco Fuerza/Par vs Ángulo de exo-extensión para desalineamientos en la dirección yx durante C2 . calculada a 0 º respectivamente para la componente de la fuerza en la dirección x durante C2 . A partir de estas guras, se puede apreciar que el efecto de los distintos desalineamientos genera un patrón que se repite en todos los sujetos. En general, si aumentan los desalineamientos en dirección positiva, aumenta también la pendiente y las fuerzas de interacción. Si aumentan los desalineamientos en dirección negativa, los parámetros también aumentan pero en el sentido contrario al anterior. Sin embargo, en la energía normalizada este comportamiento no se observa. Éste parámetro representa el trabajo del paciente durante el ejercicio, por lo que es de esperar que haya zonas del plano sagital en la cual un desalineamiento ocasione mayores esfuerzos. Para observar si hay una relación entre el trabajo realizado y los desalineamientos generados en el plano sagital (Fig. 2.9b), se construyó un gráco polar considerando la información de todos los sujetos (Fig. 2.31). Se gracó el valor 1 (máximo valor alcanzable, curva roja) y la energía normalizada de la conguración de inicial a (curva gris) con el n de establecer límites y referencias para analizar la distribución de energía. Se agruparon los desalineamiento en dos áreas circulares
2.5. Resultados y discusión 67 (a) Flexión (b) Extensión Figura 2.28: Energía normalizada para la fuerza en la dirección x. (a) Flexión (b) Extensión Figura 2.29: Fuerza de interacción en la dirección x considerando un ángulo de 0 º . (a) Flexión (b) Extensión Figura 2.30: Pendiente a los 0 º para la fuerza en la dirección x.
2.5. Resultados y discusión 68 de 15mm y 30mm representadas por las curvas de color verde y azul respectivamente. La gura 2.31 muestra el resultado para las componentes Fx , Fy y Fz para ambas condiciones C1 y C2 , durante el movimiento de exión. Se observó un comportamiento similar para los movimientos de extensión. (a) (b) Figura 2.31: Gráco polar de la energía normalizada realizada durante el movimiento de exión para las componentes x , y , y z de la fuerza. (a) 100% asistencia. (b) 0% asistencia. En general, del análisis de los resultados se puede observar que existe una relación directa entre los desalineamientos generados y las fuerzas transmitidas por el robot al paciente y que se produce en todos los sujetos. A continuación se analiza cada componente de las fuerzas y pares: Fx: Para todos los sujetos (p>0.05), cuando los desalineamientos aumentan en una dirección, las fuerzas de interacción aumentan también (p<0.01). Este comportamien- to se puede observar tanto en los parámetros de la pendiente como en la fuerza de interacción, para todos los ángulos evaluados (p<0.01), así como en los movimientos de exión y extensión (p<0.01). El grado de asistencia no tiene mayor inuencia ni en la magnitud ni en el comportamiento (p<0.05). Para desalineamientos de 30mm
2.5. Resultados y discusión 69 se alcanzaron sobrecargas de más de 50N, lo que implica un incremento de más de un 400% respecto a un ejercicio con el robot alineado a las articulaciones biológicas. De la gura 2.31 se observa que las mayores sobrecargas se producen para desalineamientos ubicados en la dirección x+ s e y+ s (desalineamiento m ). En esta dirección el codo presenta más rigidez debido a su anatomía articular y los tejidos blandos tienen menos capacidad de absorber la fuerza transmitida por el robot. Esta componente es la más afectada por los desalineamientos. En m, la energía necesaria para realizar la acción dobla a la energía realizada durante la conguración inicial a . Fy: Esta componente no es muy afectada por los errores en la alineación, su medición corresponde al peso del antebrazo en C1 y al esfuerzo necesario para llevar a cabo los movimiento en C2 . Para un movimiento completamente asistido el peso del antebrazo varía a medida que se produce la exo-extensión desde su máximo en exión cero a su mínimo cuando el antebrazo forma un ángulo de 90 º con el brazo (Fig. 2.32). Cuando es el paciente el que realiza la terapia, esta componente corresponde a la fuerza necesaria para realizar el movimiento, por lo que se mantiene relativamente constante durante cada exo-extensión, situación que se corrobora en la gura 2.31b, donde se aprecia que la energía realizada es la misma sin importar los desalineamientos generados. En la C1 la zona más afectada (2.31a) se produce en las direcciones x+ s ( b, c, l, m, n y o ). Figura 2.32: Variación del peso del antebrazo con respecto al ángulo de exo-extensión. Fz: Esta componente es afectada por las restricciones al movimiento en el plano sagital que ejerce el robot durante el movimiento de exo-extensión, el cual impide que
2.6. Conclusiones del capítulo 70 el ángulo de acarreo [80] varíe con la exo-extensión. La mayoría de los exoesqueletos no consideran este movimiento en el diseño e implementación de la articulación del codo, por lo que la plataforma robótica se programó para restringir este movimiento tal cual como un exoesqueleto. De los parámetros extraídos se observó que cuando el desalineamiento aumenta en una dirección, la fuerza de interacción y la energía normalizada también aumentan (p<0.01). Este efecto se produce en ambas condiciones. La energía necesaria para realizar el ejercicio es mayor en la dirección x− s e y− s ( k ). Tx: No hay cambios signicativos en esta componente debido a los desalineamientos generados (p>0.05), en ambas condiciones, aunque los pares aumentan con respecto a la posición alineada a . Ty: Esta componente se ve afectada por las restricciones sobre el ángulo de acarreo. El par se incrementa hasta un 400% respecto a la conguración centrada a , alcanzando hasta 120Nm en algunos sujetos. La energía normalizada, la pendiente y el par de interacción muestran variaciones signicativas entre la conguración a y el resto de desalineamientos, para ambas condiciones (p<0.01). Tz: No hay cambios signicativos entre desalineamientos (p>0.05) para ambas condiciones, a pesar de que los pares se incrementan respecto a la posición alineada a . Las variaciones producidas en los parámetros extraídos a partir de las curvas fuerza/par vs ángulo de exo-extensión se observaron en todos los sujetos, sin diferencias signicativas entre ellos (p>0.8). 2.6. Conclusiones del capítulo Los resultados demuestran que los desalineamientos cambian el patrón normal de activación del músculo y producen una sobrecarga sobre el paciente. Para el desalineamiento máximo estudiado, de 30mm, se produce una transmisión inadecuada de las fuerzas y pares, los que pueden incrementar sus valores en más de un 400% para desalineamientos en la dirección x de 30mm, como se observa en el grupo de sujetos evaluados.
2.6. Conclusiones del capítulo 71 La componente de la fuerza más afectada es en la dirección x , mientras que para los pares es en la dirección y . La primera de ellas es causada directamente por los desalineamientos y la segunda se debe a las restricciones sobre el ángulo de acarreo, las cuales maximizan su efecto mientras mayor sea el desalineamiento. La energía necesaria para llevar a cabo los movimientos de exo-extensión se incrementa para desalineamientos ubicados en las direcciones x+ e y+ . Se observó también que esta posición era la posición más incómoda para los pacientes, llegando incluso a producir molestias y dolor. Con los resultados obtenidos, no se puede concluir que los desalineamientos entre las articulaciones mecánicas de los exoesqueletos y las equivalentes biológicas de los pacientes son la razón principal de la poca efectividad de las terapias asistidas por robot. Aunque los datos proporcionan evidencias de que puede constituir uno de los factores que limitan los efectos terapéuticos de la rehabilitación por medio de robots. Teniendo en cuenta que el uso de dispositivos robóticos está indicado para pacientes con debilidad muscular, dolor intenso y/o problemas neuromusculares, un ajuste incorrecto de los exoesqueletos a los pacientes y restricciones a los normales movimientos articulares pueden afectar el correcto desarrollo de la terapia y el proceso de recuperación. La experimentación en este trabajo se llevó a cabo en sujetos sanos, puesto que el objetivo era evaluar el efecto de las fuerzas/pares aplicados sobre el patrón muscular. En base a los resultados obtenidos, estudios sobre pacientes con trastornos neuromusculares podrían proporcionar información, a corto y largo plazo, sobre la relación entre una transmisión inadecuada de las fuerzas causadas por desalineamientos y la ecacia de la terapia robotizada. De los resultados se concluye que es necesario tener en cuenta la variabilidad antropomórca de los pacientes, el movimiento de los tejidos blandos y la complejidad articular a la hora de desarrollar nuevas terapias asistidas por robot, con el n de maximizar los benecios de la utilización de robots en rehabilitación. En este sentido, simplicar el modelamiento de las articulaciones biológicas no es un correcto enfoque, ya que ello obliga al paciente a adaptarse a los movimientos del robot. Es por tanto necesario, diseños mecánicos que permitan que el robot sea el que se adapte al paciente, a la vez que minimicen las fuerzas de interacción.
Capítulo 3 Estructura Articular de 3-GdL con Servoadaptación Dinámica En este capítulo se estudia la cinemática que permite compensar el movimiento del CIR y de los tejidos blandos a partir de la minimización de las fuerzas de interacción entre el robot y el paciente para poder diseñar estructuras articulares que permitan una servoadaptación dinámica de la ortesis a la anatomía del paciente. Se desarrolla el modelamiento de una articulación de 3 GdL activos y se prueba con modelos anatómicos de articulaciones biológicas, para luego implementarse de forma virtual esta articulación en la programación de la plataforma robótica. El modelo requiere el conocimiento a priori de la ubicación del centro de rotación, por lo cual se plantea una estrategia de control capaz de estimar el centro instantáneo de rotación de la articulación biológica por medio de la minimización de las fuerzas generadas sobre el paciente. Se realizan pruebas sobre sujetos sanos y se evalúa el desempeño del sistema articular. 73
Capítulo 3. Estructura Articular de 3-GdL con Servoadaptación Dinámica 74 En el capítulo anterior se comprobó que un aumento del desalineamiento entre las articulaciones del robot y sus equivalentes biológicas incrementaba la transmisión de fuerzas sobre el paciente y sobrecargaba sus músculos. Estos desalineamientos se producen debido al mal ajuste del exoesqueleto sobre el paciente y a la simplicación del diseño articular que impide al exoesqueleto compensar el movimiento de los tejidos blandos y la roto-traslación de las articulaciones biológicas. Del estudio del estado del arte realizado se puede comprobar que algunos investigadores han buscado soluciones que permitan alinear los ejes de rotación de los exoesqueletos con los de sus homólogas biológicas. La opción más utilizada es buscar elaborados diseños mecánicos de la estructura del exoesqueleto que permita a los actuadores coincidir su eje de rotación con el biológico, sin embargo no toman en cuenta los movimientos de los tejidos blandos, variaciones del CIR de la articulación biológica ni desajustes durante el ejercicio. Otra solución es añadir 1 o más grados de libertad pasivos a las articulaciones mecánicas. Gracias a esto se pueden compensar los desplazamientos relativos entre la extremidad del paciente y su sujeción. Es una alternativa relativamente simple de implementar, ya que estos grados de libertad adicionales no requieren de la implementación de un sistema de control ni tampoco se adaptan de forma activa al movimiento. Aunque no existen estudios de las fuerzas de interacción que se logran transmitir al paciente, el hecho que sean pasivos implica que el investigador o terapeuta no tiene un control sobre esta transmisión de fuerzas y cómo se compensan los desajustes, además estos mecanismos pasivos tienen un rango bastante limitado de compensación del movimiento [29]. Con el n de tener un completo control sobre las fuerzas que se transmiten al paciente y buscando no sólo reducir sino minimizar las fuerzas de interacción, se plantea optimizar el comportamiento de la articulación mecánica del codo, de un grado de libertad, mediante el diseño de un sistema articular activo redundante de tres GdL, con el objetivo de obtener un centro de rotación capaz de adaptarse en función de las necesidades del paciente; ya sea para ajustarse al tamaño del paciente, compensar el movimiento de los tejidos blandos y realinearse durante la ejecución del movimiento. Cabe destacar que si bien el estudio está enfocado en el codo, el trabajo es válido para cualquier articulación que rote en torno al plano sagital y frontal (exo-extensión y abducción-aducción del hombro, exo-extensión y abducción-aducción de la muñeca, exo-extensión y abducción-aducción de la cadera,
Capítulo 3. Estructura Articular de 3-GdL con Servoadaptación Dinámica 75 exo-extensión de la rodilla y exo-extensión del tobillo), como se indica en la gura 3.1. El diseño mínimo para un sistema con CIR adaptativo es un sistema de 3 grados de libertad, ya que un sistema de 2 GdL no puede rotar en torno a un punto jo. Como se muestra en la gura 3.2, una rotación de sus articulaciones a-B ocasiona que se desplace el centro de rotación desde O hasta O '. Un sistema con 3 articulaciones a-b-c como la gura 3.3 permite que la articulación b se ajuste tal que el centro de rotación O no varíe mientras el sistema rota. El conjunto de articulaciones que permitan los 3 grados de libertad y que giren respecto a un mismo centro de rotación se denominará sistema articular . Más grados de libertad supone complicar el diseño, la cinemática, el control y el consumo de energía, por lo que no se justica. El sistema articular propuesto está formado por 3 articulaciones a, b y c (Fig. 3.3), que rotan en torno a un centro común O , lo que permite un movimiento de roto-traslación para ajustar el centro de rotación a los requerimientos del paciente. Como se ha mencionado anteriormente, el ajuste del centro de rotación se hará efectivo en dos circunstancias: a ) Para ajustar las dimensiones del exoesqueleto al tamaño del paciente. b ) Para alinear el centro de rotación del exoesqueleto con el del codo mientras éste realiza movimientos. Para adaptar las dimensiones de acuerdo al tamaño del paciente primero se posiciona el exoesqueleto con el sistema articular sobre la extremidad. Se mide la posición del centro de rotación de la articulación biológica y luego se ajusta el sistema articular, todo esto al inicio de la terapia: Esta adaptación a las medidas antropométricas del paciente se debe mantener durante el desarrollo de la terapia, es decir, es un reajuste jo. Para compensar desajustes que se produzcan entre los centros de rotación (biológico/mecánico), se debe realinear de forma activa durante el movimiento, por lo que se requiere un reajuste constante según cómo se mueva el paciente. Ambas acciones pueden ser combinadas como también ser estudiadas por separado. A continuación se estudiarán ambos casos por separados, modelando el sistema articular tal que cumpla con los requerimientos de un reajuste al inicio de la terapia sin compensación del CIR y posteriormente de un reajuste tanto al inicio de la terapia como del CIR durante el movimiento.
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 82 (a) (b) Figura 3.8: Movimiento de los actuadores. (a) Ajuste inicial (b) Rotación en torno a un centro jo 3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento Para el caso más complejo en el cual el sistema articular debe mantenerse alineado a la articulación del paciente durante el movimiento y considerando que se ha producido ya el ajuste inicial, se deben cumplir tres condiciones: a ) Mantener el ajuste inicial durante el movimiento. b ) Los tres actuadores deben rotar en conjunto en torno a un mismo centro de rotación para obtener el ángulo de exo-extensión ω deseado. c ) Mantenerse alineado con el centro de rotación del codo, es decir, poseer un centro de rotación variable. Según estas condiciones, los movimientos de los actuadores α , β y γ deben rotar respecto al mismo centro de rotación, el cual a su vez debe coincidir con el de la articulación biológica. Estos requerimientos aseguran una correcta alineación de ejes y evitan desajustes entre el paciente y el exoesqueleto durante la terapia. El movimiento de los actuadores será función
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 83 Figura 3.9: Sistema articular con variación del centro de rotación. del ángulo deseado ω , de la geometría l de los eslabones 2 y 3 , de la reducción inicial ∆ y del centro instantáneo de rotación Θ (x, y) , referido a su ubicación al inicio de la terapia O , tal como se muestra en la gura 3.11. Se debe encontrar la matriz de transformación h que relaciona las variables de entradas con las de salida (Fig. 3.10) y que permita un movimiento adaptativo de los actuadores para compensar las variaciones de Θ . En la gura 3.11 se muestra la conguración geométrica resultante una vez producido el ajuste inicial considerando que el sistema no gira en torno a O , sino que en torno al CIR Θ . Los paralelogramos abc Θ , abc O y los triángulos formados entre ellos son utilizados para Figura 3.10: Matriz de transformación h.
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 84 Figura 3.11: Sistema articular con centro de rotación variable. encontrar las expresiones que caractericen y condicionen el movimiento de los actuadores. A partir de los triángulos Θ0 a Θ , Θ0 c Θ y aplicando pitágoras y trigonometría se obtienen las ecuaciones 3.3, donde Θ0 es la proyección de Θ en el eje y , n1 y n2 es la distancia entre el CIR Θ y los actuadores a y c respectivamente y ϕ1 , ϕ2 son los ángulos formados por Θ0 a Θ y Θ0 c Θ respectivamente. n1=qx2+ (l−∆−y)2 n2=qx2+ (l−∆ + y)2 ϕ1= arctan x l−∆−y ϕ2= arctan x l−∆+y (3.3) Para calcular las ecuaciones del movimiento de los actuadores se detalla el paralelogramo abc Θ como se indica en la gura 3.12. Se aplica el teorema del seno a los triángulos ab Θ
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 85 Figura 3.12: Conguración geométrica del sistema articular para una posición Θ determinada y bc Θ , obteniéndose las ecuaciones 3.4, 3.5 respectivamente, donde θ1 , θ2 , β1 y β2 son los ángulos interiores de los respectivos triángulos, mientras que h es el lado común de ambos triángulos. n1 sin (β1)=h sin (α−ϕ1)=l sin (θ1) (3.4) n2 sin (β2)=h sin (γ−ϕ2)=l sin (θ2) (3.5) Del paralelogramo abc O se obtienen las ecuaciones 3.6, 3.7, 3.8 y 3.9: β=β1+β2 (3.6) π=α−ϕ1+β1+θ1 (3.7) π=γ−ϕ2+β2+θ2 (3.8) 2π=ω+α+β+γ (3.9) Finalmente, de a Θ c se obtiene la ecuación 3.10:
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 86 θ=θ1+θ2 θ0= 2π−θ 2π=ω+θ0+ϕ1+ϕ2 θ=ω+ϕ1+ϕ2 (3.10) A partir del sistema de ecuaciones propuesto es necesario encontrar las soluciones que garanticen el movimiento acoplado de los actuadores en torno a Θ . Sin embargo, el sistema es no lineal, lo que implica que para resolverlo es necesario encontrar un método numérico que converja a una solución correcta. El problema de una solución numérica es que este complejo articular debe ser implementado en el sistema de control de la plataforma robótica, la cual trabaja en tiempo real, y un método numérico no sólo puede ralentizar el proceso de control sino que además su convergencia no está garantizada. Dada la simetría entre los eslabones 2 y 3 , es factible establecer una restricción al movimiento del sistema articular con el n de obtener las ecuaciones 3.11: θ1≈ω 2+ϕ1 θ2≈ω 2+ϕ2 (3.11) Reemplazando la ecuación 3.11 en las ecuaciones 3.4 y 3.5, se obtiene: β1= arcsin n1 l·sin ω 2+ϕ1 (3.12) β2= arcsin n2 l·sin ω 2+ϕ2 (3.13) Finalmente, reemplazando las ecuaciones 3.11, 3.12 y 3.13 en las ecuaciones 3.6, 3.7 y 3.8 se obtienen las ecuaciones del movimiento de los actuadores (Ec. 3.14):
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 87 (a) (b) Figura 3.13: Trayectorias modeladas para evaluar el sistema articular. (a) Variación del centro de rotación del codo. (b) Variación del centro de rotación de la rodilla. α=π−arcsin n1 l·sin ω 2+ϕ1−ω 2 β= arcsin n1 l·sin ω 2+ϕ1+ arcsin n2 l·sin ω 2+ϕ2 γ=π−arcsin n2 l·sin ω 2+ϕ2−ω 2 (3.14) Para evaluar el sistema articular se consideraron tres diferentes comportamientos del CIR: a ) Se asume la hipótesis de 1 GdL de la mayoría de los exoesqueletos. b ) Se modela el comportamiento del CIR de la articulación del codo, basado en estudios previos. Estos estudio se efectuaron sobre cadáveres sin condiciones patológicas usando un sistema de imágenes por rayos X (roentgenogramas) y marcadores radiopacos insertados en los huesos del brazo [80]. La trayectoria modelada se presenta en la gura 3.13a. c ) Se modela el comportamiento del CIR de la rodilla basado en datos obtenidos de estudios de pacientes con rupturas del ligamento cruzado anterior. En estos estudios se utilizaron marcadores unidos a la piel y un sistema de visión, para luego ajustar los datos con un modelo mecánico [36]. En la gura 3.13b se graca la variación del centro de rotación de la rodilla. Se tomaron los valores de la tabla 3.1 como variables de entrada para la matriz de trasformación h considerando los valores de Θ (x, y) modelados anteriormente. Se aplicaron
3.2. Centro de rotación del codo variable durante su movimiento 88 (a) (b) (c) Figura 3.14: Evaluación del sistema articular según los diferentes modelos. (a) 1 GdL. (b) Articulación del codo. (c) Articulación de la rodilla. las ecuaciones del movimiento 3.14 y se gracaron los resultados. La gura 3.14 muestra cómo el sistema se adapta a las tres trayectorias modeladas, y por ende mantiene alineados los centros de rotación. La respuesta adaptativa de los actuadores se muestra en la gura 3.15. De los distintos casos modelados, se puede observar que el actuador b es el que más participa en la compensación del desplazamiento del CIR, mientras que b y c buscan mantener el requisito de ejecutar la exo-extensión. A partir de los casos estudiados, se puede comprobar que el sistema articular propuesto es capaz de adaptarse a la antropomorfología del paciente, a las variaciones del centro
3.3. Medición del centro instantáneo de rotación 89 Figura 3.15: Movimientos de los actuadores para el caso estudiado. instantáneo de rotación y a los desajustes que se pudieran generar durante la terapia. Del modelo h propuesto, el CIR es una variable de entrada del sistema, por lo tanto se requiere medirlo o estimarlo durante el ejercicio. En la siguiente sección se analizan las opciones y métodos de medición de los centros de rotación de las articulaciones biológicas. 3.3. Medición del centro instantáneo de rotación La determinación del CIR de las articulaciones biológicas no es una tarea simple. Se puede realizar por medio de métodos observacionales, análisis geométrico, sistemas de visión, seguimiento de movimiento electromagnético, entre otros [8183]. A partir de los datos obtenidos, se calcula o estima la posición dinámica del eje de rotación por medio de los ángulos de Euler, ejes helicoidales, teoría de screw , entre otros [8486]. Cada método tiene suposiciones y restricciones que limitan su efectividad. Los sistemas de adquisición de datos más utilizados son basados en marcadores, debido a que son más precisos que los métodos geométricos y observacionales. Sin embargo, varios problemas limitan la abilidad de estos métodos, los principales son: a ) El movimiento de los tejidos blandos que generan un desplazamiento de los marcadores respecto a los huesos durante el movimiento. b ) Algunas suposiciones necesarias para determinar el centro de rotación de las articulaciones, como el considerar que las extremidades se comportan como cuerpos rígidos, no se cumplen realmente. c ) El uso de marcadores requiere un ambiente controlado para la adquisición de señales,
3.3. Medición del centro instantáneo de rotación 90 con el n de evitar que se añada ruido a la medición. d ) Se requiere una considerable cantidad de tiempo para colocar los sensores, ajustar el sistema de medición y posteriormente para analizar el comportamiento y construir el modelo de la articulación. El análisis de movimiento por medio de marcadores se utiliza sobre todo para investigar y caracterizar el comportamiento cinemático de las extremidades, como es el caso del análisis de la marcha, estudios biomecánicos en deportes, etc. Pero los problemas descritos anteriormente restringen su uso durante una terapia de rehabilitación. Los requerimientos que debe tener el sistema de medición del CIR son: Debe ser capaz de acoplarse a la extremidad teniendo en cuenta la ubicación del exoesqueleto y no interferir durante la terapia. Fácil de usar, que pueda ser utilizado por médicos y terapeutas sin tener necesariamente conocimientos de adquisición y procesamiento de señales biológicas. Rápido de colocar y sacar, tal que no aumenten los tiempos muertos de la terapia. No debe requerir un ambiente controlado para su utilización. Que las señales que se obtengan permitan un procesamiento en tiempo real del CIR. Esto requerimientos son estrictos y desechan todos los métodos mencionados anteriormente para la determinación del CIR. Otro método para determinar la cinemática del movimiento conlleva la utilización de sensores inerciales (IMU) [87], los que pueden ir acoplados sobre un tejido que se coloque sobre el paciente o sobre el robot (Fig. 3.16). El uso de IMUs permitiría cumplir con varios de los requerimientos establecidos, sin embargo, requieren un ambiente relativamente controlado, ya que son sensibles al ruido electromagnético. Para atenuar los efectos de las ondas electromagnéticas, se requiere utilizar un ltrado adaptativo como el ltro de Kalman [88], el cual acarrea a su vez un aumento del costo computacional. Diversas investigaciones se han desarrollado para implementar técnicas que disminuya el tiempo de retraso del ltro y que a su vez permita que los IMUs sean robustos frente a los campos magnéticos [89]. Si bien se ha disminuido el tiempo de latencia del ltrado,
3.4. Cálculo del centro instantáneo de rotación por medio de la minimización de las fuerzas de interacción 91 Figura 3.16: IMUs para determinar la cinemática de la extremidad superior. el error de estos algoritmos adaptativos se sitúa en torno a los 2 º -3 º para los ángulos pitch y roll y más de 6 º para el yaw [90]si a eso se le suma el movimiento de los tejidos blandos durante el ejercicio, los cuales no los compensa, se concluye que no es una opción viable para determinar la posición de un centro de rotación que puede variar del orden de milímetros. En base a estos datos, se desecha la opción de utilizar IMUs. Dados los requerimientos para determinar el CIR de las articulaciones biológicas, se plantea el problema desde otro punto de vista, es decir, en vez de determinar un CIR que alinee la articulación biológica con la mecánica con el objetivo de disminuir las fuerzas de interacción, a través del análisis de la minimización de dichas fuerzas, encontrar el CIR. En la siguiente sección se explica el proceso de minimización de las fuerzas y su implementación en la plataforma robótica. 3.4. Cálculo del centro instantáneo de rotación por medio de la minimización de las fuerzas de interacción De la sección anterior, se observó que a medida que aumentaba el desalineamiento en una dirección especíca, las fuerzas de interacción aumentaba pero en el sentido contrario. Esto es una respuesta lógica, ya que a mayor desalineamiento mayor es la fuerza que se opone a este movimiento. A partir de este comportamiento se planteó la posibilidad de
3.5. Evaluación del sistema articular 98 (a) (b) (c) Figura 3.21: (a) Fuerzas de interacción y ángulo de exo-extensión. (b) Curvas de oset aplicados durante el procesos de minimización de fuerzas. (c) Algoritmo de minimización de las fuerzas de interacción.
3.5. Evaluación del sistema articular 99 estudio, dando su consentimiento. El protocolo del estudio fue aprobado por el Instituto de Bioingeniería de Cataluña (IBEC), en consonancia con la declaración de Helsinki. Las pruebas fueron realizadas en el laboratorio de robótica del Instituto de Bioingeniería de Cataluña en el marco del proyecto HYPER. 3.5.2. Denición de la tarea Se utilizó la misma preparación descrita en la subsección 2.3.2. Se modelaron nueve desalineamientos en el plano sagital, respecto a la posición inicial a . En la gura 3.22 se observan las posiciones de los desalineamientos seleccionados cuyas coordenadas en el plano sagital se detallan en la Tabla 3.2. Figura 3.22: Posiciones de los desalineamientos generados en el plano sagital. Desalineamiento x (mm) y (mm) a 0 0 b 30 0 c -30 0 d 0 30 e 0 -30 f -30 -30 g 30 30 h 30 -30 i -30 30 Cuadro 3.2: Desalineamientos generados en el plano sagital relativos al centro de rotación del codo O .
3.5. Evaluación del sistema articular 100 El movimiento de exo-extensión comienza con el brazo del paciente completamente extendido. Desde esta posición, el movimiento de exión se lleva a cabo hasta que se alcanza un ángulo de 120 º , seguido por un movimiento de extensión hasta volver a alcanzar los 0 º . Se ejecutaron cinco repeticiones con el sistema articular funcionando como si fuera un sistema de 1 GdL, es decir, sin compensar los desalineamientos producidos, para luego realizar quince repeticiones con el sistema articular activo, es decir, realizando una servoadaptación dinámica para minimizar las fuerzas de interacción. Para cada desalineamiento se evaluaron dos condiciones de operación: 100% asistencia ( C1 ) y 0% asistencia ( C2 ). 3.5.3. Conguración de la plataforma robótica y registro de las señales de fuerza Se utilizó la plataforma robótica descrita en el capítulo anterior y se programó el sistema articular sobre ésta incorporando el algoritmo de minimización de fuerzas. Se utilizó el sensor ATI Gamma para las señales de fuerza, las que fueron adquiridas por medio de una tarjeta de adquisición de datos NI PCI-6034E con una frecuencia de muestreo de 31.25Hz y suavizadas con un ltro Savitzky-Golay de primer orden. Los parámetros de entrada para el sistema articular se describen en la Tabla 3.3. Pensando en una corrección suave de los desalineamientos, se escogió un valor conservador del offsetmax de 10mm. Como el sistema articular rápidamente converge a la zona de estabilidad, un valor más alto de 15mm puede resultar en un movimiento demasiado brusco para el paciente. Debido a que el robot interacciona con el paciente, siempre habrán fuerzas resultantes entre ambos, por lo que no se pretende eliminarlas sino minimizarlas a un valor aceptable para la terapia. En el capítulo anterior se observó que la componente x de la fuerza era la más afectada por los desalineamientos, mientra que la componente y no era mayormente afectada y reejaba la reacción del peso del antebrazo para C1 y el esfuerzo requerido para hacer el ejercicio en C2 . En base a estos resultados se consideró como aceptable fuerzas de interacción de 2N en la dirección x tanto para C1 como C2 , mientras que para la dirección y se consideró un valor aceptable de 5N y 8N. Se asume que comienza la zona de estabilización una vez que se ha disminuido en un 60% la máxima fuerza registrada. Como geometría se escogió un tamaño de 20cm para los eslabones del
3.5. Evaluación del sistema articular 101 sistema articular, ya que permite ajustar el sistema articular en un rango de 0 a 30cm (se dejaron 10cm de margen pensando en la ubicación física de los actuadores y los eslabones, que necesitan un margen para evitar el contacto) y se reajustó un valor de 7cm y 8cm para adecuarse a las medidas del sujeto 1 y del sujeto 2 respectivamente. l(cm) ∆ (cm) ω offsetmax thx (N) thy (N) %estab Nf W(N) C1 20 7 - 8 0 º -120 º 10mm 2 5 0.4 5 10 C2 20 7 - 8 0 º -120 º 10mm 2 8 0.4 5 10 Cuadro 3.3: Parámetros de conguración del sistema articular. 3.5.4. Análisis de las señales de fuerza A partir de los parámetros del robot, se identicó cada ciclo de exo-extensión en las señales de fuerza. Con estos datos se obtuvo la curva de fuerza vs ángulo de exo-extensión ω para cada ciclo. En esta experimentación no se promediaron los ciclos, ya que se quiere analizar cómo varía cada uno de ellos debido a la acción del sistema articular. En la sección anterior se analizaron diversos parámetros para estudiar la variación de la forma de onda de las señales de fuerza, todos ellos fueron capaces de caracterizar el efecto de los desalineamientos en las fuerzas de interacción. En este estudio se seleccionó como parámetro de estudio la energía normalizada de cada ciclo de exo-extensión, ya que además de caracterizar el efecto del desalineamiento entrega un sentido físico del esfuerzo que realiza el paciente en cada ciclo. Se calculó la energía total del ciclo sumando las área bajo la curva durante la exión y la extensión. Para cada desalineamiento se normalizó considerando el ciclo con máxima energía calculada. Además, se extrajo la fuerza máxima de cada ciclo para analizar cómo variaba a medida que el sistema articular se realineaba con la articulación del codo. 3.5.5. Análisis estadístico Para el estudio del comportamiento del sistema articular se realizó un tratamiento estadístico por medio del análisis de la varianza (ANOVA). Se utilizó un valor de signicancia p<0.05. Debido al tamaño de las muestra, la normalidad de los datos se comprobó con la
3.5. Evaluación del sistema articular 102 prueba de Shapiro-Wilks. Los programas de post-procesamiento y análisis de datos desarrollados se implementaron en el entorno de programación LabVIEW NI-2009, mientras que la programación del sistema articular y del algoritmo de minimización de las fuerzas de interacción en Visual Studio C++. 3.5.6. Resultados y discusión Para cada componente de la fuerza se obtuvo su variación en el tiempo, tanto para C1 como para C2 . Como la principal componente a analizar es la fuerza en la dirección x , debido a que es la más afectada por los desalineamientos, se gracaron las guras 3.23 y 3.24, correspondientes al sujeto 1 (el sujeto 2 presentó un comportamiento similar). En estas mismas guras se presenta la variación de la fuerza en la dirección x vs el ángulo de exo-extensión ω para cada desalineamiento generado. En ambas guras se puede observar que sin importar el tipo de desalineamiento generado, las fuerzas disminuyen rápidamente y tienden a la zona de estabilidad. En general, pasados entre 2 y 3 ciclos desde la activación del sistema articular se alcanza una reducción del 60% de la fuerza máxima medida ( %estab ), por lo que el sistema lentamente va convergiendo a una zona donde las fuerzas de interacción no suponen una sobrecarga al paciente. En la gura 3.24 se han destacado en rojo aumentos bruscos de la fuerza transmitida, los cuales han sido ocasionados por un acomodamiento del sujeto en pruebas. En estos casos las fuerzas medidas nuevamente sobrepasan el umbral %estab y en los siguientes ciclos se vuelve a producir una convergencia rápida del algoritmo con el n de estabilizar las fuerzas de interacción. En cada exión y extensión se extrajo el valor absoluto de la fuerza máxima realizada y se gracó su variación en cada ciclo. Se obtuvo la gura 3.25. En esta gura se puede observar más claramente el comportamiento visto anteriormente, una vez activo el sistema articular, las fuerzas se reducen hasta llegar a una zona de estabilización.
3.5. Evaluación del sistema articular 103 Figura 3.23: Variación de la componente x de la fuerza en el tiempo y respecto a ω durante C1 .
3.5. Evaluación del sistema articular 104 Figura 3.24: Variación de la componente x de la fuerza en el tiempo y respecto a ω durante C2 .
3.5. Evaluación del sistema articular 105 (a) 100% asistencia. (b) 0% asistencia. Figura 3.25: Fuerzas máximas en la dirección x durante la exión y la extensión. Al igual que lo observado en el capítulo 2, las mayores fuerzas se alcanzan para el desalineamiento g , llegando a valores de casi 40N. Enfocándose en este desalineamiento y estudiando el caso C1 , se graca el comportamiento del sistema articular y su efecto sobre la fuerza de interacción. La gura 3.26a detalla cómo varía Fx en cada ciclo de exo-extensión. Los cinco primeros ciclos (i) presentan un patrón similar alcanzando el máximo en torno a los 30 º de exión, una vez que se activa el sistema articular comienza la reducción de Fx hasta llegar a (ii), el cual corresponde al umbral %estab cuyo valor es de -14.8N. Desde este punto el algoritmo de control del sistema articular comienza a aplicar un porcentaje del offsetmax congurado al inicio de la terapia. Mientras menor es la fuerza máxima local (fuerza máxima del ciclo, distinta a Fmax que es la máxima global), menor es el porcentaje offsetmax aplicado, por lo que el sistema converge cada vez más lentamente. Pasados los 20 ciclos (iii), la máxima fuerza transmitida es de -6N y ocurre a los 50 º . En la gura 3.26b se graca la variación del centro instantáneo de rotación del sistema articular respecto a cada ciclo de exo-extensión. Se observa que el robot gira en torno a un centro de rotación jo en los primeros 5 ciclos (i), tal cual como lo haría un exoesqueleto
3.5. Evaluación del sistema articular 106 (a) (b) Figura 3.26: Comportamiento del sistema articular para el desalineamiento g . (a) Variación de la fuerza en x para el desalineamiento g . (b) Variación del CIR del sistema articular. con 1 GdL para la articulación del codo. Una vez activo el sistema articular, comienza la roto-traslación del centro instantáneo de rotación, reduciendo sus valores una vez alcanzado el umbral %estab (ii). Figura 3.27: Roto-traslación del CIR del sistema articular. En el comportamiento del CIR del sistema articular, se pueden descomponer dos tipos de movimientos que corresponden a la compensación de distintas causas físicas del desalineamiento, uno de traslación pura y otro de roto-traslación cíclico (Fig. 3.27). El mo-
3.5. Evaluación del sistema articular 107 (a) (b) Figura 3.28: Osets referidos a SR calculados por el sistema de minimización de fuerzas. (a) Dirección x. (b) Dirección y. vimiento de traslación pura compensa los desalineamiento ocasionados por un mal ajuste del exoesqueleto al paciente en el inicio de la terapia y por desajustes durante el movimiento (por ejemplo un movimiento brusco o acomodamiento por parte del paciente). El movimiento de roto-traslación sigue un patrón que se repite en cada ciclo y compensa los desalineamientos ocasionados por el movimiento de los tejidos blandos (cíclico durante la exo-extensión) y del centro instantáneo de rotación de la articulación del codo (biológica). En la gura 3.28 se gracan los osets de cada ciclo calculados por el algoritmo de minimización de fuerzas referidos al sistema de referencia del robot ( SR ). Estos osets son relativos al ciclo en el que son calculados y su acción es acumulativa, es decir, para enviar la orden de posición actual al robot, a la curva de oset calculada en el ciclo actual se debe acumular el efecto de los ciclos anteriores. Se puede observar cómo los osets disminuyen cuando se pasa el umbral %estab (i) y pasan a ser un porcentaje del offsetmax . A partir de cada exión y extensión se calculó la energía efectuada por el paciente y se normalizó respecto al máximo valor medido en cada desalineamiento, los resultados se muestran en las guras 3.29 y 3.30 para el sujeto 1 y 2 respectivamente. Se puede observar que los máximos de energía se realizan cuando no se compensan los desalineamientos y que una vez que el sistema articular se activa se reduce de forma signicativa (p<0.05) el trabajo efectuado por el paciente, llegando a disminuirse en hasta un 80%. Ambos sujetos presentan el mismo comportamiento (p>0.05) tanto para C1 como para C2 .
4.1. Conclusiones 114 4.1. Conclusiones Los objetivos de este trabajo de investigación han sido el estudio de las fuerzas de interacción entre robot y paciente durante la terapia de rehabilitación, la evaluación de los efectos de una incorrecta transmisión de fuerzas y el diseño y validación de un sistema articular capaz de minimizar las fuerzas ejercidas sobre el paciente. Con el n de alcanzar estos objetivos se ha investigado el comportamiento biomecánico de la extremidad superior, las causas de una incorrecta transmisión de fuerzas entre persona-robot, la grabación - procesamiento y análisis de señales electromiográcas durante contracciones dinámicas, los sistemas de control robótico y el análisis dinámico de la interacción entre el dispositivo robótico y el paciente. Los resultados demuestran que los desalineamientos producidos entre los centros de rotación del robot y el paciente aumentan signicativamente las fuerzas y pares transmitidos sobre este último. Estas fuerzas ocasionan una sobrecarga muscular, afectando el patrón normal de activación muscular y generando incomodidad y dolor. Extrapolando estos efectos a pacientes con debilidad muscular y problemas neuromotores, a corto plazo puede generar un rechazo a la terapia robotizada y a largo plazo que los objetivos de recuperación se vean mermados. Investigaciones cientícas desarrolladas señalan que si se compara una terapia convencional con una robotizada las diferencias no son tan evidentes como se esperaría en un principio, y los resultados obtenidos en este estudio pueden ser una de las razones que limitan la ecacia de las terapias robotizadas. En este sentido, en este trabajo se ha determinado que diversos factores mecánicos y anatómicos se suman y generan desalineamientos entre las articulaciones del robot y el paciente, por lo que es necesario considerar nuevos modelos de articulaciones mecánicas que permitan una adaptación a estas variaciones de los centros de rotación. Actualmente se desarrollan e implementan modelos basados en añadir más articulaciones pasivas al grado de libertad activo que genera el movimiento, sin embargo éstos diseños no permiten la compensación de todos los factores que ocasionan los desalineamientos, además sólo son capaces de compensarlos dentro de un cierto rango de medidas y no se puede tener un control de la compensación de los desajustes. Como solución a esta problemática se planteó la necesidad de utilizar grados de libertad adicionales activos que permitan una
4.2. Principales Aportaciones 115 servoadaptación dinámica de los desajustes generados durante el movimiento. Basado en ésto, se desarrolló e implementó un algoritmo capaz de minimizar las fuerzas de interacción por medio de un ajuste activo del centro de rotación de los actuadores mecánicos de la articulación. Además se modela un sistema articular de 3 grados de libertad activos capaz de rotar en torno a este centro de rotación. Los resultados demuestran que por medio de la servoadaptación dinámica de los actuadores involucrados, se logran reducir las fuerzas de interacción en hasta un 80% para los desalineamientos modelados así como la energía necesaria para efectuar los movimientos de rehabilitación. Todo esto conlleva una disminución de la sobrecarga muscular y un mejor aprovechamiento de la terapia robotizada. A partir de los estudios que constatan el aumento de las fuerzas transmitidas a los pacientes debido a los problemas de alineación entre el exoesqueleto y el paciente, es posible cuestionar la forma en la que interactúan los dispositivos robóticos. Esta tesis profundiza en esta problemática y plantea una metodología y una arquitectura robótica para minimizar las fuerzas de interacción, haciendo que el robot se adapte a la persona y no al revés, siguiendo el concepto " human centered robotics " o robótica centrada en la persona. A continuación se detallan las principales aportaciones de esta tesis doctoral, así como los trabajos futuros y la difusión cientíca realizada. 4.2. Principales Aportaciones Las principales contribuciones de esta tesis se resumen a continuación: Revisión del estado del arte de los dispositivos robóticos desarrollados para la rehabilitación de la extremidad superior y de los modelos articulares implementados en su diseño. Demostración de que el desalineamiento genera una inadecuada transmisión de fuerzas sobre el paciente, que sobrecarga la extremidad y varía el patrón normal de activación muscular. Para lo cual se diseño e implementó un banco de ensayo que permite emular el comportamiento de diversas arquitecturas robóticas y evaluar su actuación sobre el miembro superior, además de denirse una metodología para ge-
4.3. Trabajos futuros 116 nerar diferentes tipos de desalineamientos entre el dispositivo robótico y el miembro superior. Se determinó que la componente x del plano sagital era la más afectada por los desajustes modelados y se identicó que las restricciones al movimiento del ángulo de acarreo producía fuerzas que aumentaban con los desalineamientos. Estudio de una arquitectura articular de 3 GdL capaz de servoadaptarse dinámicamente para compensar desplazamientos relativos, ajustar el exoesqueleto a las medidas del usuario y variaciones del eje de rotación de las articulaciones biológicas. Desarrollo de una estrategia de control que minimiza las fuerzas de interacción por medio del cálculo de un centro de rotación variable para el sistema articular que compensa las fuerzas medidas durante el movimiento. Evaluación experimental sobre voluntarios sanos tanto del sistema articular modelado como de la estrategia de minimización de fuerzas. Los resultados demostraron una disminución de la energía necesaria para realizar el movimiento de exo-extensión, alcanzando un reducción de hasta un 80% en la dirección x y de hasta un 40% en la dirección y . En la dirección z se logró mantener estable las fuerzas generadas por las restricciones al ángulo de acarreo. 4.3. Trabajos futuros Los resultados obtenidos y la problemática en la que se enmarca este trabajo doctoral, sugieren líneas de investigación que deben ser abordadas como trabajo futuro. El primero de ellos pasar de la evaluación sobre un robot industrial de 7 GdL ( kuka light weight robot), a un dispositivo portable para la rehabilitación del miembro superior que incluya el sistema articular modelado, incluyendo el sistema de control implementado en el banco de ensayo utilizado. El presente estudio evaluó el funcionamiento del sistema articular así como el sistema de control capaz de minimizar las fuerzas de interacción en personas sanas y es extrapolable a pacientes con ACV y problemas neuromotores. Para evaluar la incidencia en pacientes de la minimización de fuerzas por parte del exoesqueleto sobre los resultados nales de la terapia es necesario elaborar un estudio clínico a largo plazo. Se debiera considerar un
4.4. Difusión cientíca de los resultados 117 grupo control utilizando exoesqueletos sin el sistema de minimización de fuerzas propuesto, otro de control usando terapias convencionales y otro de pruebas con el sistema articular para poder realizar una comparación entre dispositivos robóticos y relacionarlos con los resultados obtenidos con las terapias convencionales. Por otro lado, sería interesante profundizar en la investigación de un patrón en las señales EMG que permita denir un estado de sobrecarga muscular producto de una mala transmisión de fuerzas por parte del robot. Para mejorar la calidad de los datos EMG sería deseable poder realizarlo por medio de un análisis electromiográco intramuscular. Además el estudio debiera corroborar los datos obtenidos con pacientes que han sufrido un ACV. Por último, el sistema articular permite compensar desalineamientos en el plano sagital pero no considera movimientos del plano frontal o transversal producto del ángulo de acarreo. Al igual que en [29], habría que estudiar un diseño mecánico que incorporara de forma pasiva este grado de libertad adicional al sistema articular. 4.4. Difusión cientíca de los resultados Como resultado del trabajo realizado, se han elaborado publicaciones en revistas cientícas, congresos internacionales y nacionales, workshops , capítulos de libros y simposios. A continuación se detallan todas las contribuciones. Publicaciones en revistas cientícas: L. E. Amigo, X. Giralt, A. Casals and J. Amat. Eects of misalignment forces on muscle activity in robot-aided therapy. Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation , under review. Manuscript ID 1960765329982729. Capítulo de libro: X. Giralt, L. E. Amigo, A. Casals and J. Amat. Robotic platform to evaluate the assistance and assessment on the rehabilitation loop in Converging Clinical and Engineering Research on Neurorehabilitation , J. L. Pons, D. Torricelli and M. Pájaro (Eds.), Springer Verlag, in press. DOI:10.1007/978-3-642-34546-3_169. Contribuciones a congresos y simposios internacionales:
4.4. Difusión cientíca de los resultados 118 L. E. Amigo, A. Casals, J. Amat. Poliarticulated architecture for the emulation of an isocentric joint in orthotic applications. IEEE/RAS&EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics, BioRob , pp. 825-830, 2010, Tokyo. DOI:10.1109/BIOROB.2010.5628060. L. E. Amigo, A. Casals, J. Amat. Study of interaction forces between Human-Robot during rehabilitation therapies and a polyarticular joint architecture implementation to avoid misalignments. HYPER Summer School on Neurorehabilitation , 2011, Salamanca. L. E. Amigo, A. Casals, J. Amat. Design of a 3-dof joint system with dynamic servoadaptation in orthotic applications. IEEE International Conference on Robotics and Automation ICRA , pp. 3700-3705, 2011, Shangai. DOI:10.1109/ICRA.2011.5980173. L. E. Amigo, Q. Fernandez, X. Giralt, A. Casals and J. Amat. Study of patientorthosis interaction forces in rehabilitation therapies. IEEE/RAS&EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics, BioRob , pp. 1098-1103, 2012, Rome. DOI:10.1109/BioRob.2012.6290777. Contribuciones a workshops internacionales: A. Casals, L. E. Amigo. Adaptable architectures of upper limb orthesis for rehabilitation. IEEE/RAS&EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics, BioRob , 2010, Tokyo. Contribuciones a congresos y simposios nacionales: L. E. Amigo, A. Casals. Exoesqueletos de miembro superior: necesidades de usuario y soluciones tecnológicas. XXVII Congreso Anual de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica CASEIB 2009 , Cádiz. A. Casals, X. Giralt, L. E. Amigo, M. Frigola, J. Aranda and J. Amat. Neurorobotic devices and rehabilitation of motor disorders. 3rd IBEC Symposium on Bioengineering and Nanomedicine 2010, Barcelona.
4.4. Difusión cientíca de los resultados 119 L. E. Amigo, A. Casals. Diseño de un sistema articular con servo-adaptación dinámica para aplicaciones ortésicas. XXVIII Congreso Anual de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica CASEIB 2010 , Madrid. L. E. Amigo, A. Casals. Polyarticulated exoskeleton architecture to avoid joints misalignments between human and robot. 4th IBEC Symposium on Bioengineering and Nanomedicine 2011 , Barcelona. L. E. Amigo, Q. Fernandez, X. Giralt, A. Casals y J. Amat. Diseño de una arquitectura de ortesis adaptativa y estudio de la personalización de su grado de asistencia. ROBOT 2011 , pp- 60-65, 2011, Sevilla. L. E. Amigo, X. Giralt, A. Casals. Study of interaction forces in robot-aided therapy. 6th IBEC Symposium on Bioengineering and Nanomedicine 2013 , Barcelona.
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