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8º CONGRESO IBEROAMERICANO DE INGENIERIA MECANICA
Cusco, 23 al 25 de Octubre de 2007
EXOESQUELETO MECATRÓNICO PARA REHABILITACIÓN MOTORA
R. GUTIERREZ*, P. A. NIÑO- SUAREZ,* O. F. AVILES -SANCHEZ*, F. VANEGAS*, J. DUQUE*
*Programa de Ingenieria Mecatronica, Grupo de Investigación DAVINCI
Facultad de Ingeniería
Universidad Militar Nueva Granada
*e-mail: {ricardo.gutierrez, asuarez, oaviles}@umng.edu.co
RESUMEN
El dispositivo de rehabilitación, cuyo diseño e implementación se presenta en este trabajo, es una estructura con
forma de exoesqueleto que se sujeta al brazo del paciente permitiéndole a este realizar movimientos combinados,
gracias a los tres grados de libertad que posee el dispositivo de rehabilitación. El dispositivo es controlado por
medio de una interfaz de usuario que permite enviar las órdenes de movimiento al exoesqueleto a partir del puerto
del computador, por lo tanto el terapeuta puede modificar la terapia que debe realizar el paciente modificando las
trayectorias a seguir por el exoesqueleto. Adicionalmente, podrá programar la cantidad de repeticiones que el
paciente debe realizar y almacenar los datos obtenidos de la posición de cada una de las articulaciones del miembro
superior en cada sesión de terapia, para de esta forma monitorear el progreso del paciente.
La posibilidad de llevar un control cronológico de la evolución del paciente es un beneficio adicional que brinda el
dispositivo, dado que es posible almacenar en una base de datos las mediciones de la amplitud de los movimientos de
las articulaciones de la extremidad superior (codo y muñeca). El prototipo cumple la función de reeducación de
movimientos (función pasiva), para lo cual cuenta con un banco de trayectorias programables por el especialista de
una forma sencilla, el fisioterapeuta realiza el movimiento con el dispositivo una vez y el exoesqueleto lo repite
almacenando la rutina en su memoria.
El este artículo se presenta el diseño mecánico, con base en el análisis por elementos finitos, de cada una de las
piezas que conforman el exoesqueleto, se presenta también el diseño e implementación de los sistemas de potencia,
su integración al sistema mecánico, el desarrollo del sistema de control y de la interfaz de usuario.
PALABRAS CLAVE: biomecánica, mecatrónica, lógica difusa.
INTRODUCCIÓN
Este proyecto nace de la necesidad de realizar terapias de movimiento pasivo para rehabilitación en miembro
superior de una manera controlada y repetitiva, en la que se pueda llevar un registro cronológico de la evolución del
paciente. Un buen tratamiento en la rehabilitación de enfermedades con secuelas motoras como por ejemplo la
hemiplejia, implica mucha labor de terapia experimental, cuyos resultados dependen de la retroalimentación oral
constante entre paciente y terapeuta. La adaptación constante de las técnicas de rehabilitación a la respuesta del
paciente que se logra utilizando un dispositivo automático de rehabilitación motora, no solo impedirá malgastar el
tiempo en terapias ineficientes, sino que también hará posible un tratamiento sistemático con mejores resultados.
A partir de un estudio realizado con el apoyo de un conjunto de fisioterapeutas, pacientes y especialistas en el área
de rehabilitación en el Hospital Militar Central de Bogotá, Colombia, se determinó la necesidad de desarrollar un
prototipo que permitiera controlar los movimientos del miembro superior de un paciente en rehabilitación y mantener
la repetibilidad de una terapia, independientemente del tiempo que dure la misma y del gasto energético que esta
implique.
Existen varias enfermedades y diferentes traumas físicos que dejan deficiencias motoras en las extremidades
superiores de los individuos, estas lesiones requieren tratamientos de rehabilitación especializada con sesiones de
fisioterapia llevadas a cabo por personal experto. En la actualidad, la mayoría de estas terapias se realizan en forma
manual involucrando rutinas de movimientos en las que se requiere esfuerzo físico por parte del fisioterapeuta [1], lo
que puede provocar que al final de una jornada el fisioterapeuta, por los efectos del cansancio físico, no realice los
procedimientos adecuadamente. Adicionalmente, en algunos tipos de terapia el fisioterapeuta debe aplicar una
resistencia al movimiento del paciente, la fuerza aplicada debe ser controlada para evitar generar una lesión mayor,
además si esta no es aplicada correctamente se puede provocar un temor en el paciente a las terapias y por ende una
tensión de los músculos afectados, lo que con lleva a un retrazo significativo en la evolución del tratamiento.
El artículo esta organizado de la siguiente forma: En la Sección 2 se presenta una breve descripción de la
biomecánica del miembro superior que sirvió como base para el diseño del exoesqueleto. En la Sección 3 se
presentan las consideraciones para el diseño mecánico del prototipo. En la Sección 4 se presenta el diseño del
sistema de control, de la etapa de adquisición de señales y de la etapa de potencia para el manejo de los actuadores.
Además se presenta la interfaz de usuario desarrollada para el manejo del dispositivo. En la Sección 5 se presentan
los resultados obtenidos al utilizar el dispositivo y finalmente en la Sección 6 se presentan las conclusiones.
ANÁLISIS BIOMECÁNICO DEL MIEMBRO SUPERIOR
análisis biomecánico se realizó identificando los cinco grados de libertad, (DoF), del miembro superior. Estos
grados de libertad son abducción y aducción del hombro, flexión y extensión del hombro, rotación interna y externa
del húmero, flexión y extensión del codo, pronación y supinación de la mano, [9]. Con estos grados de libertad se
logran la mayoría de los movimientos del miembro superior, exceptuando los movimientos de la mano.
De la misma forma, de [5] se obtuvieron los centros de gravedad del miembro superior, datos que se muestran en
la Tabla 1. A partir de estos datos se realizó un modelo en CAD del mismo con el fin de analizar su dinámica
mediante la simulación de varios movimientos. El modelo en CAD utilizado para realizar las simulaciones, se
observa en la Fig. 1a.
Tabla 1. Centros de gravedad del miembro superior.
Segmento
Peso relativo
Brazo
0.026
Antebrazo
0.016
Mano
0.007
Localización del
centro de gravedad
51.3% al eje del hombro
48.7% al eje del codo
39% al eje del codo
61% al eje de la muñeca
82% al eje de la muñeca
18% a la tercera falange
(a)
(b)
Figura 1. Comparación entre el modelo virtual y un brazo real.
(a) Modelo Virtual del miembro superior, (b) Brazo humano real
Se realizaron diferentes simulaciones del comportamiento mecánico del brazo con el fin de obtener los torques
máximos necesarios para mover cada articulación, los valores obtenidos se presentan en la Tabla 2. Como elemento
adicional, necesario para la selección de los motores que mueven el exoesqueleto, se analizó la resistencia que puede
ejercer el paciente al movimiento y el peso propio del prototipo. Con el apoyo de un grupo de fisioterapeutas y a
partir de lo presentado en [10], se realizó el análisis de las diferentes rutinas realizadas en cada terapia y se determinó
que la velocidad máxima para el giro de cada articulación debía ser de 25º/s
Tabla 2. Torques máximos para cada DoF.
Peso
(Kg.)
Torque
flexión
hombro
(Nm)
Torque
rotación
húmero
(Nm)
Torque
flexión
codo
(Nm)
Torque
pronación
mano
(Nm)
Torque
abducción
hombro
(Nm)
50
60
100
7.29
8.73
14.5
4.87
5.84
9.68
0.615
0.737
1.23
0.480
0.510
0.734
7.29
8.73
14.5
DISEÑO MECÁNICO
A partir de los datos obtenidos al realizar el análisis biomecánico de la extremidad superior, se estableció que la
estructura a diseñar debía contar con tres grados de libertad, rotación interna-externa del húmero, flexión-extensión
del codo y pronación-supinación de la muñeca, no son implementados lo movimientos para la aducción-abducción y
flexión elevación del codo, por no considerarsen necesarios para la fase inicial de desarrollo del dispositivo.
Utilizando los modelos en CAD realizados, con base a un análisis por elementos finitos se obtuvieron las
características de fabricación del exoesqueleto [7], que incluyen tipo de material a utilizar y dimensiones del mismo.
Estructura Mecánica
El diseño en CAD de la estructura básica del prototipo permitió, a partir de diferentes simulaciones, obtener los
torques requeridos para mover cada grado de libertad. Con los datos presentados en la Tabla 2, se seleccionaron los
motores. Teniendo en cuenta las características dadas por el fabricante, en lo referente a peso y geometría de cada
motor, mediante un software de CAD se simularon completamente los mecanismos diseñados y su integración. La
estructura mecánica propuesta se presenta en la Fig. 2.
A continuación se presentan los mecanismos diseñados para cada uno de los grados de libertad.
Rotación del húmero: Debido que el eje de rotación de este movimiento es interno, se desarrolló un mecanismo
externo que consiste en dos férulas concéntricas con una guía que garantiza que una férula rote sobre la otra. Además
se adicionó una transmisión que permite que el movimiento del motor situado en la férula superior actúe sobre la
inferior. En la Fig. 3a. se observa como se diseñó este grado de libertad.
Fig. 2. Estructura mecánica del exoesqueleto
Flexión - Extensión del codo: Este movimiento se realiza con un mecanismo derivado de un brace ortopédico
articulado. El eje del motor es concéntrico al eje de rotación del codo y cuenta con unas barras que se deslizan para
hacerlo ajustable al tamaño del brazo del paciente. El mecanismo se observa en la Fig. 3b.
Pronación – supinación de la mano: El mecanismo diseñado para esta acción es similar al de rotación del húmero ya
que el eje de rotación se encuentra paralelo al eje de los hueso del radio y cúbito. La férula que va en la mano posee
un engrane por medio del cual el motor ubicado en la férula complementaria realiza el movimientos de prona-supina.
Esta férula se aloja en una muñequera universal para túnel carpiano, como se ilustra en la Fig. 3c.
(a).
(b).
(c).
(d).
Figura 3. Diseño en CAD del prototipo. (a) Detalle férulas de rotación del húmero, (b) Detalle
férulas de flexión y extensión del hombro, (c) Detalle mecanismo de prona y supina de la muñeca,
(d) Silla para paciente y soporte del prototipo.
Análisis dinámico por elementos finitos
Asumiendo que un paciente promedio genera un torque normal, igual al que se calcularía al realizar un análisis
estático de las fuerzas en el brazo extendido sosteniendo 5Kg en su mano, [9], se obtuvo el valor torque-resistencia,
de todo el brazo, como se ilustra en la Fig. 4. Al realizar la sumatoria de los torques obtenidos por el efecto del peso
del brazo, el peso de la estructura del prototipo y la fuerza-resistencia, se determino la potencia necesaria para mover
cada articulación. Los resultados obtenidos se muestran en la Tabla 3.
Tabla.3. Requerimientos de potencia en las articulaciones del prototipo.
Movimiento
Flexión extensión de
hombro
Rotación de húmero
Flexión extensión del codo
Pronación supinación de la
mano
Potencia (W)
41.88
17.45
16.47
3.92
Figura 4. Brazo extendido
De igual forma, se realizó el análisis de elementos finitos de cada una de las piezas, usando las propiedades
mecánicas de diferentes materiales y aplicando las fuerzas obtenidas, como se ilustra en la Fig. 5. Siguiendo los
lineamientos dados en [2], a partir de los resultados obtenidos, se selecciono el aluminio como material para fabricar
las diferentes piezas del dispositivo.
(a).
(b).
(c).
(d).
Figura. 5. Resultado análisis por elementos finitos de distintas piezas; (a) FEM mecanismo rotación del húmero, (b) FEM Soporte motor
codo, (c) FEM Soporte flexión hombro, (d) FEM Férula mano
Fue necesario también diseñar y fabricar una base para soportar el prototipo y unirlo a una silla. La base fue
realizada en lámina de hierro, con dos ranuras en las que se inserta el soporte del primer motor y se ajusta la
distancia, fijándolo mediante un tornillo y otra ranura a la que se une la silla mediante un tornillo pasante con
arandelas y tuerca. Se utilizó una silla neumática con rodachinas, fácil de conseguir en el mercado, esta silla tiene la
altura ajustable por medio de un cilindro neumático y en ella se puede transportar fácilmente hasta la maquina a un
paciente que no puede caminar o que este gravemente lesionado. En la Fig. 6 se puede apreciar el prototipo
fabricado.
Fig. 6. Dispositivo de rehabilitación motora
SISTEMA DE CONTROL Y MANDO
El sistema de control propuesto dirige la trayectoria de cada uno de los actuadores del prototipo. Las trayectorias
se determinan de acuerdo a la rutina de rehabilitación que ha sido programada por el terapista, por medio de un
control de posición. Este control se realiza tomando como datos de entrada la información suministrada por el
sistema de adquisición de datos y entregando la señal de control a una etapa de potencia que maneja los actuadores.
Esquema de Control Difuso
El esquema de control propuesto se basa en un control difuso general como se observa en la Fig. 7, [4]. Para su
diseño es necesario inicialmente identificar las variables del sistema, que son; la corriente de los actuadores, el error
de posición y la señal de control para los actuadores.
Figura 7. Diagrama en bloques del sistema de control difuso
Para cada actuador se propuso un sistema de control que tiene como entradas el error de posición y la medición de
corriente del actuador, y como salida el valor de ciclo útil de señal de modulación de ancho de pulso, PWM. En la
Fig. 8 se presenta el diagrama de bloques para el esquema de control propuesto, [6].
Fig. 8. Modelo sistema de control
Para el diseño del controlador, se generaron los conjuntos difusos para cada variable del sistema, la medida de
corriente y el error de posición. La salida del controlador difuso es un valor PWM. En la Fig. 9 se muestran estos
conjuntos, el eje horizontal en la Fig. 9a, representa el error de posición, que esta definido de -255 a 255
dependiendo del sentido del error y responde a la posición de salida restada de la posición de referencia. El rango
esta dado por la conversión análoga digital realizada en la etapa de adquisición de señal del prototipo. Los conjuntos
difusos son definidos de la siguiente manera:
N:
BN:
Z:
BP:
P:
Negativo, posee valores entre -255 y -115
Bajo negativo, posee valores entre -220 y -20
Cercano a cero, posee valores entre -50 y 50
Bajo positivo, posee valores entre 20 y 220
Positivo, posee valores entre 115 y 255.
En la Fig. 9b el eje horizontal representa la medición de corriente realizada por el PIC16F876A, tiene un rango de 0
a 255. Se aprecia en la gráfica que para el rango de valores altos de corriente el valor de control es más pequeño ya
que al llegar a estos valores se debe utilizar un PWM pequeño para compensar y evitar que se quemen los
manejadores de los motores. Estos conjuntos difusos también se definieron mediante ensayo-error así:
B: Bajo, posee valores entre 0 y 124
M: Medio, esta comprendido entre 63 y 190
A: Alto, esta comprendido entre 130 y 255
Para definir los conjuntos de salida se realizó una tabla de reglas semánticas, donde al confrontar las dos variables
de entradas en conjuntos difusos específicos, se tomara como respuesta otro en la variable de salida. Esta tabla toma
el nombre de tabla FAM por su sigla en inglés (Fuzzy associative memories) y se muestra en la Tabla 4. Los
conjuntos de la variable de salida se presentan en la Fig. 9c.
Tabla.4. FAM (Fuzzy associative memories)
P: Positivo comprende desde 130 a 255
BP: Bajo positivo, desde -10 hasta 150
Z: Cercano a cero, desde -80hasta 80
BN: Bajo negativo, desde -10 hasta -150
N: Negativo, desde -130 hasta -255
(a).
(c).
(b).
E.P.\ I
B
M
A
P
N
BN
BN
BP
BN
BN
BN
Z
Z
Z
Z
BN
P
BP
P
N
P
BP
BP
(d).
Figura 9. Conjuntos difusos de las distintas variables del sistema
y la superficie de control.(a) Conjunto difuso de error de
posición, (b) Conjunto difuso de error de corriente, (c) Conjunto
difuso de PWM, (d) Superficie de control
Una vez definidos los conjuntos difusos se realizó la defusificación por el método del centroide [3], resolviendo,
b
∫ F ( x).xdx
COG =
∫ F ( x).dx
a
b
(1)
a
Para desarrollar el algoritmo de control se utilizó el programa XFuzzy, en el cual se realizó la superficie de control
y la función en código C que maneja el controlador en el programa de control de la interfaz. La gráfica de la
superficie de control se presenta en la Fig. 9d, donde se observa la relación entre las tres variable que interactúan en
el control para cualquier valor de las variables de entrada.
Programación de Terapias.
Para programar las terapias se introduce la rutina a seguir con un modelo a escala, que posee los mismos grados de
libertad que en el exoesqueleto. El terapeuta realiza las trayectorias a programar con este modelo, de tal forma que
las trayectorias generadas son introducidas como la referencia del sistema de control. Este tipo de programación (offline) es especialmente útil al momento de realizar teleterapias, en donde el especialista introduce las terapias
localmente y son ejecutadas de forma remota.
Etapa de Potencia de los Actuadores
Debido a las especificaciones de potencia del diseño mecánico mostradas en la Tabla 3, se seleccionaron tres
motores, uno por cada grado de libertad. Para manejar los motores se diseñaron dos puentes en H. El primero que
tiene un rango de voltaje de alimentación entre 12V y 40V y soporta una corriente de 8A y el segundo de 12V a
100V y una máxima corriente de 3.5A. Cada puente cuenta con una resistencia RS, cuya función es sensar la
corriente que pasa por el puente.
Etapa de Adquisición de Señales
Dado que el sistema de control requiere conocer el ángulo de cada eslabón del brazo y el torque que ejerce el
prototipo sobre el brazo del paciente, el sistema de adquisición de señales esta conformado por:
1) Sensor de Posición. Para medir el ángulo de rotación de la articulación se utilizaron potenciómetros lineales de
300º de giro y de 100KΩ, unidos al eje de rotación de cada motorreductor.
2) Sensor de Corriente. Los puentes en H son alimentados por una señal PWM para regular la velocidad y el torque
de los motores, esta señal tiene una frecuencia de 170 Hz. Cada puente en H posee una resistencia para medir la
corriente que pasa por el motor, esta corriente indica la fuerza que se esta ejerciendo sobre la articulación del
paciente. La resistencia de medida, Rs, es de un valor pequeño para que no afectar la eficiencia del puente. Al pasar
la corriente sobre esta resistencia genera una caída de voltaje que varía proporcionalmente al valor de la corriente.
Este voltaje tiene la misma frecuencia del voltaje del PWM y un nivel pequeño, del orden del los 0.3V, por lo que se
necesita una etapa de amplificación y filtrado para obtener una señal fácil de manejar.
3) Sistema de Acondicionamiento de señal. Un microcontrolador PIC16F876 se utiliza para el acondicionamiento de
la señal. Dado que en cada motor se miden dos variables, los datos que llegan al conversor análogo-digital del
PIC16F876 deben ser multiplexados. Este microcontrolador se encarga además, de la comunicación serial con la
computadora. Un segundo microcontrolador PIC16F628. envía la señal de PWM y el sentido de giro a los
manejadores de los motores y un circuito integrado MAX232 convierte la señal enviada por el puerto serial de la
computadora, a una señal que pueda ser leída por el microcontrolador PIC16F628 durante la comunicación serial.
Diseño de la Interfaz de Usuario
Para el diseño de la interfaz de usuario se utilizaron las librerías gráficas Qt y la base de datos PostgeSQL, que es
una base SQL robusta liberada bajo licencia BSD, gratuita para cualquier propósito. El programa de la interfaz esta
en capacidad de guardar los datos propios del paciente, guardar datos de una terapia y repetirlos. Las terapias
realizadas son guardadas en un archivo con el ánimo que el especialista las revise y analice si el paciente esta
respondiendo favorablemente a las terapias.
Es posible realizar terapias remotas con el exoesqueleto mediante el protocolo SSH. Esto ofrece la posibilidad de no
desplazar al especialista hasta el lugar de ejecución de la terapia, puesto que esto es costoso y es difícil entrenar
personal para realizar las terapias manualmente.
RESULTADOS
1) Prueba en humanos. El prototipo siguió satisfactoriamente la trayectoria configurada en una terapia establecida
para un paciente de 65 kilos de peso. En la fig. 10 se muestra la gráfica de seguimiento del motor correspondiente a
la flexión del codo.
2) Teleterapia. Cuando se realiza tele terapia en una red LAN fast-Ethernet se encuentra que el retardo en la
comunicación de datos, imagen de video y ejecución de comandos es mínima, y es posible utilizarlo en un caso real
sin temor a que la ejecución del control sea excesivamente lento.
Figura 10. Resultados obtenidos al evaluar el desempeño del motor del grado de libertad del codo, durante una terapia
3) Exoesqueleto. Se realizó un prototipo con tres grados de libertad, para rehabilitación de hombro, en el movimiento
de rotación interna del húmero, codo y muñeca, cuyos movimientos con seres humanos son similares a los
programados inicialmente en el módulo de programación de trayectoria.
CONCLUSIONES
Al finalizar este proyecto se presenta una nueva alternativa para rehabilitación, ofreciendo un exoesqueleto que
permite la realización de ejercicios para tres articulaciones distintas al mismo tiempo. A partir del diseño mecánico
obtuvo una estructura rígida, construida con materiales de alta resistencia, que cumple con las expectativas
planteadas. El uso de herramientas CAD desempeña un papel importante en la minimización del tiempo empleado
para ajustes.
El esquema de control propuesto, desarrollado a partir de Lógica Difusa, cumple con los
requerimientos de robustez y adaptabilidad que el sistema exige. Dado que el sistema está desarrollado para
pacientes cuyo peso puede estar entre 50 Kg a 100 Kg, el control se desempeña adecuadamente sin importar la
variación de este parámetro.
REFERENCIAS
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