e4.2 descriptivo de la colección de medidas

mov-hum

E4.2 Descriptivo de la colección de medidas

Entregable: E4.2

Paquete de trabajo: PT4

mov-hum 3

©


ÍNDICE

1. INTRODUCCIÓN 5

2. COLECCIÓN DE MEDIDAS DE MIEMBRO SUPERIOR 6

Puesta a punto del modelo biomecánico de codo 6

2.1.1. Materiales y métodos 6

2.1.2. Procesado de datos 10

2.1.3. Resultados 11

3. COLECCIÓN DE MEDIDAS DE MIEMBRO INFERIOR 18

Puesta a punto del modelo biomecánico de ortesis de rodilla 18




Puesta a punto del modelo biomecánico interacción sujeto-Butaca 33




4. CONCLUSIONES 52

Miembro superior 52

Miembro inferior 53

4.2.1. Ortesis de rodilla 53

4.2.2. Interacción sujeto-butaca 54


5 | 54

1. INTRODUCCIÓN

Este entregable recoge toda la información sobre las pruebas experimentales y ensayos realizados para validar y comparar los modelos desarrollados en el PT3. Este entregable corresponde al trabajo realizado dentro del PT4 de la segunda anualidad del proyecto MOVHUM. En este paquete de trabajo se ha realizado una colaboración continuada con las empresas que cooperan en el proyecto. Las mutuas IBMM y UMIVALE han colaborado en el proceso de definición de los protocolos de ensayo y han proporcionado los perfiles de sujetos de ensayo para la batería de medidas. La empresa EMO ha cooperado aportando los principales perfiles de usuario de sus productos, para llevar a cabo los ensayos de validación y ha participado en la fase de definición de parámetros biomecánicos, teniendo en cuenta los requisitos de diseño de sus productos. Por último, la empresa Goznel ha aportado los problemas de diseño más comunes en sus productos, lo que ha servido para definir y poner a punto un modelo biomecánico para evaluar la interacción sujeto-producto. Se han puesto a punto tres modelos biomecánicos para cada una de las aplicaciones definidas. En cada uno de ellos se han desarrollado las tareas definidas en la memoria del proyecto. Se han coordinado y planificado todos los ensayos necesarios para poner a punto los tres modelos biomecánicos, este trabajo corresponde a la Tarea 4.1. Planificación de ensayos. Una vez planificados los ensayos, se ha realizado la batería de medidas correspondiente con la Tarea 4.2. Realización de ensayos. Por último, se han desarrollado los algoritmos necesarios para el tratamiento de las señales obtenidas en cada uno de los modelos y se han calculado los parámetros de interés en cada caso. Todos estos resultados han sido analizados para definir la precisión de cada uno del os modelos desarrollados. Este trabajo corresponde con la Tarea 4.3. Análisis de resultados de validación.

6 | 54

2. COLECCIÓN DE MEDIDAS DE MIEMBRO SUPERIOR

A partir del modelo de codo desarrollado en el PT3 de esta segunda anualidad del proyecto y considerando las aportaciones de las empresas colaboradoras en el desarrollo de esta línea de trabajo (IBMM y UMIVALE), se ha puesto a punto un modelo biomecánico para la valoración de codo, cuyos resultados de validación se resumen en este apartado.

PUESTA A PUNTO DEL MODELO BIOMECÁNICO DE CODO

2.1.1. Materiales y métodos

En este apartado se ha desarrollado la Tarea 4.1. Planificación de ensayos definida en la memoria del proyecto.

En primer lugar, como resultado de la colaboración con Mutuas, se ha definido un

estudio para la puesta a punto del modelo biomecánico de codo, cuyo protocolo estará basado en las siguientes pruebas:

Flexo-extensión: de codo en tres posiciones (pronado, neutro y supinado) con tres

cargas diferentes (0kg, 1.5kg y 3kg).

Prono-supinación: de codo con tres cargas diferentes (0kg, 1.5kg y 3kg).

Alcances: movimiento de alcance en tres direcciones (izquierda, centro y derecha), con

carga (1kg) y sin carga (0kg).

2.1.1.1. Muestra de ensayo

Se han medido 20 sujetos sanos (ambos brazos) y 20 sujetos patológicos (ambos brazos). Los sujetos patológicos han sido divididos en dos grupos, 10 sujetos con epicondilitis y 10 sujetos con el resto de patologías de codo.

A continuación, se muestran los descriptivos estadísticos de la muestra de ensayo agrupados por grupo y sexo (Tabla 1 y Figura 1). Donde:

Longitud A es la distancia entre acromion y epicóndilo lateral.

Longitud B es la distancia entre epicóndilo y estiloides radial.

Longitud C es la distancia entre estiloides radial y cabeza del tercer meta.

Longitud D es la distancia entre acromion y punta de los dedos.

2.1.1.2. Diseño de experimentos

Debido a la gran cantidad de combinaciones que se quieren testear, se ha realizado un diseño de experimentos que reduzca al mínimo el número de medidas a realizar sin perder información de todas las posibilidades que se quieren medir.


7 | 54

Tabla 1. Descripción de la muestra de ensayo.

SANOS EPICONDILITIS OTRAS

MUJER HOMBRE MUJER HOMBRE MUJER

Edad Mean 36.44 34.64 58.75 48.67 43.80

SD 9.49 7.70 4.43 9.71 14.19

Talla Mean 1.63 1.73 1.56 1.73 1.64

SD 0.07 0.04 0.06 0.04 0.03

Peso Mean 56.93 74.55 68.00 84.17 64.00

SD 8.04 13.49 10.44 15.03 8.49

IMC Mean 21.38 24.95 21.46 28.14 23.65

SD 2.07 3.75 15.20 4.08 3.09

Longitud A Mean 30.97 32.83 29.12 32.40 30.85

SD 2.36 1.97 1.03 0.96 1.45

Longitud B Mean 24.43 26.74 24.00 27.00 24.40

SD 1.78 1.05 1.41 1.12 0.66

Longitud C Mean 8.89 9.47 8.47 8.50 10.35

SD 0.58 0.72 1.03 0.61 3.81

Longitud D Mean 70.06 75.51 65.90 73.66 70.11

SD 2.89 3.15 4.62 2.48 2.48

Edad (años) Talla (m) Peso (kg)

IMC Longitud A (cm) Longitud B (cm)

Longitud C (cm) Longitud DA (cm) Longitud DB (cm)

Figura 1. Box-Plot datos muestra de ensayo.

8 | 54

En la Tabla 2 se resume la evaluación del diseño de experimentos para el grupo sano (20 sujetos), en el que se realizará un total de 14 gestos por brazo (5 movimientos de flexo/extensión, 3 movimientos de pronosupinación y 6 alcances), todos ellos con diferentes posiciones y cargas. En la Tabla 3 se resume la evaluación del diseño de experimentos para los dos grupos patológicos (epicondilitis y otras patologías). En este caso se realizarán un total de 18 medidas por brazo.

Los resultados de la evaluación del diseño de experimentos muestran valores muy buenos por encima de 0.91 en todos los casos.

Tabla 2. Evaluación del diseño de experimentos para 20 sujetos.

DISEÑO 1 20 SUJETOS SANOS

FE PS AL TOTAL

Medidas 5 3 6 14

Evaluación 0.91 0.96 0.93

Tabla 3. Evaluación del diseño de experimentos para 10 sujetos.

DISEÑO 2 10 SUJETOS PATOLÓGICOS

FE PS AL TOTAL

Medidas 7 3 8 18

Evaluación 0.96 0.96 0.97

2.1.1.3. Protocolo de ensayo

A continuación, se describe el protocolo de ensayo utilizado en la realización de las medidas, que corresponde con la Tarea 4.2. Realización de ensayos, definida en la memoria del proyecto.

Las medidas se han realizado utilizando el software Kinescan/IBV. En primer lugar, se realiza una calibración El gesto durará unos 2 a 3 segundos. Una vez realizada la calibración se realizan los diferentes movimientos definidos:

Flexo/extensión de codo

o Antebrazo posición neutra

Posición de inicio sentado. El paciente se colocará sentado, ambos pies apoyados en el suelo y espalda apoyada en respaldo (silla sin reposabrazos). El brazo a

medir se colocará con codo flexionado a 90º y antebrazo en posición neutra.

Pesas: Partiendo de tal posición, se le indicará al paciente que coja la pesa seleccionada

y realice, a una velocidad cómoda y ligera, una extensión máxima seguida de una flexión

máxima de manera continua durante 20 segundos. Importante indicar que debe llegar

a su máximo rango y comenzará por extensión. Se le marcará al paciente el inicio y el

final de la secuencia.

Este gesto se realizará con 0kg (en este caso pesa de 80g), de 1.5kg y de 3kg según el diseño de experimento.


9 | 54

o Antebrazo posición supinado

Posición de inicio sentado. El paciente se colocará sentado, ambos pies apoyados en el suelo y espalda apoyada en respaldo (silla sin reposabrazos). El brazo a medir se colocará con codo flexionado a 90º y antebrazo en supinación.




a su máximo rango y comenzará por pronación. Se le marcará al paciente el inicio y el

final de la secuencia.

Este gesto se realizará con 0kg (en este caso pesa de 80g), de 1.5kg y de 3kg según el diseño de experimento.

o Antebrazo posición pronado

Posición de inicio sentado. El paciente se colocará sentado, ambos pies apoyados en el suelo y espalda apoyada en respaldo (silla sin reposabrazos). El brazo a medir se colocará con codo flexionado a 90º y antebrazo en pronación. El miembro superior contralateral sobre el regazo.




a su máximo rango y comenzar por extensión. Se le marcará al paciente el inicio y el final

de la secuencia.

Este gesto se realizará con 0kg (en este caso pesa de 80g), de 1.5kg y de 3kg

según el diseño de experimento.

Prono/supinación de codo

Posición de inicio sentado. El paciente se colocará sentado, ambos pies apoyados en el suelo y espalda apoyada en respaldo (silla sin reposabrazos). El brazo a medir se colocará con codo flexionado a 90º y antebrazo en posición neutra.

Pesas: Partiendo de tal posición, se le indicará al paciente que realice, a una velocidad cómoda y ligera, supinación máxima seguida de una pronación máxima de manera continua durante 20 segundos. Importante indicar que debe llegar a su máximo rango. Se le marcará al paciente el inicio y el final de la secuencia.

Este gesto se realizará con 0kg (en este caso pesa de 80g), de 1.5kg y de 3kg

según el diseño de experimento.

Actividad de alcance

Posición de inicio sentado. El paciente se colocará sentado, ambos pies apoyados en el suelo y espalda apoyada en respaldo (silla sin reposabrazos). El brazo a medir se colocará con codo extendido (brazo en reposo, cayendo a lo largo del cuerpo en zona lateral del tronco) y antebrazo en posición neutra (palma mira hacia medial), hombro en posición neutra, sin abducción, pero sin apoyar el codo en el tronco. El miembro superior contralateral sobre el regazo.

10 | 54

Delante del paciente se situará un panel o barra horizontal con 3 objetivos, a una distancia equivalente a la del miembro superior a medir (desde acromion hasta punta del 3er dedo). El objetivo se colocará a la altura del codo del sujeto, coincidiendo con el miembro superior derecho (alineado con epicóndilo en postura de inicio), una con la línea media del cuerpo y otra con el miembro superior izquierdo. Desde la posición de inicio, se le indicará al paciente que alcance el objetivo indicado en cada caso, intentando no movilizar el tronco si es posible, y lo más rápido que pueda; una vez alcanzado el objetivo deberá volver a la posición de reposo.

Tanto la secuencia como la carga se han realizado según el diseño de experimentos.

2.1.2. Procesado de datos

2.1.2.1. Algoritmos de cálculo

Una vez registrados los datos (obteniendo las coordenadas 3D), se calcula la cinemática del movimiento a partir del modelo de miembro superior desarrollado. Los pasos serían similares a los realizados en la puesta a punto del modelo (Figura 2).

Los datos de entrada del algoritmo corresponden con las coordenadas 3D de cada uno de los marcadores del modelo registrados durante una sesión de medida, que posteriormente son analizados mediante el modelo de miembro superior implementado. Este modelo proporciona los resultados de la cinemática de codo, los ángulos de codo del movimiento de flexo/extensión y pronosupinación (eje ‘x’ e ‘y’).

Algoritmos de cálculo

Se ha implementado un algoritmo para la obtención de parámetros de los ángulos de codo (Figura 3). Este algoritmo tiene como entrada la cinemática de codo obtenida mediante el modelo de miembro superior. Para cada uno de los ejes analizados se obtienen las curvas de velocidad, aceleración y sobreaceleración. Posteriormente estas curvas son procesadas para calcular los parámetros definidos.

Variables analizadas

A partir de las curvas de la cinemática de codo obtenidas para cada registro se han definido y calculado una serie de parámetros:

1. Rango del ángulo: rango de movimiento calculado entre los percentiles p10-p90.

2. Rango de la velocidad: rango de la velocidad calculado entre los percentiles p10-p90.

3. Rango de la aceleración: rango de la aceleración calculado entre los percentiles p10-

p90.

4. Rango de la sobreaceleración: rango de la sobreaceleración calculado entre los

percentiles p10-p90.

5. Armonía: coeficiente de correlación de Pearson entre el ángulo y la aceleración.

6. Variabilidad: variabilidad del movimiento calculado a partir de la relación entre el

ángulo y la velocidad.


11 | 54

Figura 2. Algoritmo cálculo cinemático modelo de miembro superior.

2.1.3. Resultados

Este apartado corresponde con la Tarea 4.3 Análisis de resultados de validación descrita en la memoria.

2.1.3.1. Estudio de fiabilidad y reproducibilidad

Para obtener información sobre la variabilidad debido al sistema de medición y por las

diferencias entre los operadores se han calculado las siguientes variables de cada uno de los parámetros calculados:

ICC: análisis de la correlación intraclase. Se ha calculado el ICC(1,1), en la que cada

medida es evaluada por un valorador diferente y los valoradores son seleccionados de

forma aleatoria.

SEM: error estándar de variación del SEM.

CVSEM: coeficiente de variación del SEM.

Alpha de Cronbach: correlación entre las variables (fiabilidad).

Gráficos de Bland-Altman.

12 | 54

Figura 3. Algoritmo cálculo de parámetros del modelo de miembro superior.

En la Tabla 4 se muestran los resultados de las variables.

Tabla 4. Resultados estudio de fiabilidad y reproducibilidad.

ICC SEM CV_SEM (%) Alpha Cron

FE

0kg 1.5kg 3kg 0kg 1.5kg 3kg 0kg 1.5kg 3kg 0kg 1.5kg 3kg

ang 0.86 0.92 0.92 4.48 4.18 3.91 3.30 3.21 3.01 0.92 0.96 0.96

vel 0.79 0.92 0.90 50.90 28.35 32.78 10.27 6.54 8.98 0.88 0.96 0.94

acc 0.80 0.90 0.92 380.94 207.01 164.42 19.74 13.17 14.54 0.88 0.95 0.96

sob 0.80 0.89 0.86 2466.34 1221.36 1181.09 24.61 16.57 22.39 0.88 0.94 0.93

arm 0.57 0.78 0.34 0.03 0.02 0.06 3.19 2.04 6.32 0.72 0.87 0.54

var 0.54 0.40 0.13 0.03 0.04 0.24 17.21 22.99 89.93 0.70 0.56 0.33

PS

ang 0.85 0.76 0.93 3.73 4.92 4.82 2.56 3.52 3.68 0.91 0.86 0.96

vel 0.90 0.70 0.77 45.01 70.49 67.34 6.98 12.43 14.60 0.94 0.81 0.87

acc 0.86 0.65 0.65 418.61 506.64 506.66 14.57 21.99 28.12 0.92 0.77 0.81

sob 0.90 0.78 0.52 3073.06 3594.96 3682.26 15.48 23.32 34.47 0.95 0.87 0.69

arm 0.82 0.76 0.81 0.05 0.05 0.04 5.51 5.39 5.30 0.90 0.86 0.89

var 0.51 0.65 0.53 0.05 0.05 0.07 23.14 22.17 25.12 0.71 0.77 0.67

En la Figura 4 se ha representado el ICC (1,1). En este caso se ha representado segmentado por peso para obtener la influencia del mismo.


13 | 54

Figura 4. Gráficos ICC por prueba (FE y PS) y brazo (derecho e izquierdo). *Rango entre 0.5-1 excepto para gráfica

PS-IZQ entre 0.3-1.

14 | 54

2.1.3.2. Estudio estadístico de las variables calculadas

El objetivo del estudio de las variables es poder determinar si las variables analizadas podrían ser utilizadas para discriminar entre sujetos sanos y patológicos, y a su vez, dentro del grupo patológico entre las diferentes patologías definidas.

En el análisis comparativo entre sanos y patológicos se han tenido en cuenta todos los brazos y posteriormente se han divididos por sano/patológico, mientras que en el análisis del grupo sano solo se han tomado los 20 sujetos sanos (no se han tenido en cuenta los brazos sanos de los sujetos patológicos). Es decir, para el análisis comparativo entre SANOS y ambos grupos de patológicos (OTRAS y EPICONDILITIS), en el grupo sanos se han seleccionado también los brazos sanos de los sujetos con epicondilitis, así como los brazos sanos de los sujetos con otras patologías. Por este motivo las medias del grupo sano en cada uno de los análisis no serán exactamente la mismas.

Se ha tenido en cuenta el mismo modelo utilizado en el diseño de experimentos.

𝑚𝑜𝑑𝑒𝑙𝑜 = 𝑣𝑎𝑟𝑖𝑎𝑏𝑙𝑒~𝑝𝑒𝑠𝑜 + 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑏𝑟𝑎𝑧𝑜𝑚𝑒𝑑𝑖𝑑𝑜 + 𝑝𝑒𝑠𝑜 ∗ 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑝𝑎𝑡𝑜𝑙𝑜𝑔í𝑎

Cada uno de los factores tienen los siguientes niveles:

Peso: 0 kg, 1.5kg y 3kg

Posición: neutro, prono y supino

Brazo_medido: izquierdo y derecho

Patología: sano y patológico

Se han realizado dos análisis, por un lado, las pruebas de FE y PS y por otro la prueba de alcances. En el caso de las pruebas de FE y PS, el análisis se ha realizado para ambas pruebas por separado (FE y PS). En el caso de la prueba de PS el factor posición y su interacción con el peso se han eliminado ya que solo se ha realizado la prueba en

posición neutro. Por último, para la prueba de alcances se han analizado tanto el eje de PS como FE.

Se ha realizado un análisis de la varianza (ANOVA) para todas las variables y posteriormente un análisis post-hoc de cada uno de los factores para las variables estadísticamente significativas.

Pruebas de flexo/extensión y prono/supinación

Teniendo en cuenta todo lo mencionado anteriormente los modelos empleados para el siguiente análisis han sido:

𝑚𝑜𝑑𝑒𝑙𝑜_𝐹𝐸 = 𝑣𝑎𝑟𝑖𝑎𝑏𝑙𝑒~𝑝𝑒𝑠𝑜 + 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑏𝑟𝑎𝑧𝑜𝑚𝑒𝑑𝑖𝑑𝑜 + 𝑝𝑒𝑠𝑜 ∗ 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑝𝑎𝑡𝑜𝑙𝑜𝑔í𝑎

𝑚𝑜𝑑𝑒𝑙𝑜_𝑃𝑆 = 𝑣𝑎𝑟𝑖𝑎𝑏𝑙𝑒~𝑝𝑒𝑠𝑜 + 𝑏𝑟𝑎𝑧𝑜𝑚𝑒𝑑𝑖𝑑𝑜 + 𝑝𝑎𝑡𝑜𝑙𝑜𝑔í𝑎

En la Tabla 5 se muestran los p-values de cada una de las variables analizadas entre en grupo sano y patológico para la prueba de FE y PS.

Pruebas de alcances

En este caso el modelo empleado ha sido el mismo tanto para eje de FE como PS:

𝑚𝑜𝑑𝑒𝑙𝑜_𝐹𝐸 = 𝑣𝑎𝑟𝑖𝑎𝑏𝑙𝑒~𝑝𝑒𝑠𝑜 + 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑏𝑟𝑎𝑧𝑜𝑚𝑒𝑑𝑖𝑑𝑜 + 𝑝𝑒𝑠𝑜 ∗ 𝑝𝑜𝑠𝑖𝑐𝑖ó𝑛 + 𝑝𝑎𝑡𝑜𝑙𝑜𝑔í𝑎


15 | 54

En la Tabla 6 se muestran los p-values de cada una de las variables analizadas entre el grupo sano y patológico para la prueba de alcances.

Tabla 5. P-valor de las variables calculadas entre el grupo sano y patológico (prueba de flexo/extensión y prono/supinación). *Diferencias estadísticamente significativas para p<0.05.

Variable Prueba SANO vs PATOLÓGICO

Ángulo FE 0.000

PS 0.000

Velocidad FE 0.000

PS 0.000

Aceleración FE 0.000

PS 0.000

Sobreaceleración FE 0.000

PS 0.000

Armonía FE 0.000

PS 0.005

Variabilidad FE 0.808

PS 0.386

Centro muñeca FE 0.079

PS 0.777

Centro codo FE 0.002

PS 0.025

Tabla 6. P-valor de las variables calculadas entre el grupo sano y patológico (prueba de alcances). *Diferencias estadísticamente significativas para p<0.05.

Variable Eje SANO vs PATOLÓGICO

Ángulo FE 0.124

PS 0.061

Velocidad FE 0.067

PS 0.001

Aceleración FE 0.073

PS 0.000

Sobreaceleración FE 0.072

PS 0.000

Armonía FE 0.095

PS 0.752

Centro muñeca x 0.480

y 0.922

Centro codo x 0.201

y 0.863

Acromion x 0.480

16 | 54

A continuación, se muestran los gráficos box-plot de las variables agrupadas por valorador y peso.

Figura 5. Box-Plot variables prueba FE para cada una de las sesiones (1 y 2) por peso (0.0 kg, 1.5kg y 3.0kg).


17 | 54

Figura 6. Box-Plot variables prueba PS para cada una de las sesiones (1 y 2) por peso (0.0 kg, 1.5kg y 3.0kg).

18

©

3. COLECCIÓN DE MEDIDAS DE MIEMBRO INFERIOR

A partir del modelo de miembro inferior desarrollado en el PT3 de esta segunda anualidad del proyecto se ha puesto a punto un modelo biomecánico de miembro inferior, cuyos resultados de validación se resumen en este apartado.

El modelo puesto a punto responde a las necesidades obtenidas de la colaboración llevada a cabo con diferentes empresas de la Comunidad Valenciana de sectores como el del mueble, ortoprotésico u ocio (EMO, Goznel, etc.).

PUESTA A PUNTO DEL MODELO BIOMECÁNICO DE ORTESIS DE RODILLA




Las medidas realizadas para la validación del modelo han sido realizadas dentro del proyecto IVACE18E_MAYORES.

Se midieron 6 sujetos sanos, mujeres, con un rango de edad superior a 50 años y que con anterioridad habían utilizado ortesis de rodilla. Las características de la muestra se muestran en la Tabla 7 donde:

TR: es la distancia trocánter-rodilla.

RT: es la distancia rodilla-tobillo.

CT: es la distancia cadera-tobillo.

CR: es la medida de contorno de rodilla.

CS: es la medida de contorno superior del muslo.

CI: es la medida de contorno inferior del muslo.

Tabla 7. Descripción de la muestra de ensayo.

Sujeto Edad Peso (kg) Altura (cm) TR (cm) RT (cm) CT (cm) CR (cm) CS (cm) CI (cm)

1 50 60.0 161.5 35.0 39.0 74.0 34.5 43.0 33.4

2 61 62.0 161.5 33.0 41.0 74.0 33.5 45.0 34.0

3 54 66.7 156.5 34.0 41.0 75.0 36.5 47.0 35.0

4 50 50.0 163.0 39.0 37.5 76.5 35.0 38.5 32.5

5 71 69.6 167.0 39.0 42.0 81.0 36.0 45.0 34.0

6 53 75.6 166.0 39.0 34.0 73.0 39.0 44.0 36.0

E4.2 Descriptivo de la colección de medidas ©


19 | 54

3.1.1.2. Protocolo de ensayo


Para la realización de los ensayos se han utilizado tres modelos de ortesis de rodilla de diferentes fabricantes y con diferentes características.

Ortesis Monotutor

Ortesis Flex

Ortesis Bitutor

a) b) c) Figura 7. Ortesis utilizadas en los ensayos. a)Monotutor, b)Flex y c) Bitutor.

Se ha utilizado el sistema de fotogrametría KINESCAN/IBV y plataforma de fuerzas,

y un equipo de electromiografía de superficie (NORAXON Ultium® EMG).

Para el registro de la cinemática, se han colocado marcadores tanto en localizaciones anatómicas como en puntos concretos de la ortesis, tal y como se

muestra en la Figura 8.

20

©

Figura 8. Marcadores anatómicos y fijados en ortesis.

En la Tabla 8 se especifican las localizaciones de cada uno de los marcadores utilizados en la realización de los ensayos.

Tabla 8. Localización de los marcadores del modelo utilizado.

Marcador Localización

TR Trocánter mayor (fémur).

T Tuberosidad anterior de la tibia o tendón rotuliano.

ML Maléolo lateral.

M1 Marcador superior ortesis (plano sagital).

M2 Marcador eje ortesis (plano sagital).

M3 Marcador inferior ortesis (plano sagital).

Para cada una de las ortesis estudiadas, la localización de los marcadores M1, M2 y M3 se ha definido según se muestra en la Figura 9.



21 | 54

Figura 9. Localización de los marcadores M1, M2 y M3 para cada una de las ortesis.

Se han colocado cuatro electrodos para el registro de la actividad muscular. La localización de cada uno de ellos se especifica en la Tabla 9.

Tabla 9. Localización de los electrodos de EMG.

Músculo Posición del sujeto Orientación de los electrodos

Colocación de los electrodos

Recto Femoral

Sentado en camilla con rodillas en ligera flexión y tronco inclinado hacia atrás.

En dirección a la línea marcada en la colocación.

A la mitad de la línea desde EIAS a la parte superior de la rótula

Semimembranoso

Tumbado boca abajo y las rodillas flexionadas (menos de 90º) con muslo en ligera rotación

medial y la pierna en ligera rotación medial con respecto al muslo.

En dirección a la línea marcada en

la colocación.

A la mitad de la línea entre la tuberosidad isquiática y el

epicóndilo medial de la tibia.

22

©

Tibial Anterior Decúbito supino o sentado

En dirección a la línea marcada en la colocación.

A 1/3 de la línea entre la punta del peroné y la punta del maléolo medial

Gemelo Interno

Tumbado boca abajo, rodilla extendida y pie sobresaliendo de la camilla

En dirección a la línea marcada en la colocación

En la zona más prominente del músculo

A modo de ejemplo, en la Figura 10 podemos observar la instrumentación de uno

de los sujetos de ensayo con marcadores y sensores de EMG.

Figura 10. Ejemplo instrumentación con marcadores y EMG.

Las pruebas a realizar han sido las siguientes: 1. Marcha: a cada sujeto se le realizará una adquisición de marcha de 4/5

pasos.

2. Squat: los sujetos deberán partir desde una posición en la que estarán de

pie con los brazos en jarras+ o sobre el pecho. Tratarán de realizar una

sentadilla hasta poco más de 90 grados. Se utilizará una silla como tope

para evitar caídas si se considera necesario. Se realizarán 5 repeticiones

por sujeto.



23 | 54

3. Subir/bajar escaleras: se empleará un escalón con plataforma de fuerzas

para evaluar el movimiento de los sujetos a la hora de subir escaleras. El

sujeto subirá el escalón con la pierna sin instrumentar. Bajará la escalera

también con la pierna sin instrumentar. Se ofrecerá un apoyo en caso de

necesidad para subir el escalón. Esta prueba se realizará 5 veces por sujeto.

4. Flexo/extensión máxima de rodilla: se pedirá al sujeto, de pie, que realice

una flexo-extensión de rodilla hasta su posible rango máximo. Se ofrecerá

un apoyo en caso de necesidad. Esta prueba se realizará 5 veces por sujeto.

Durante la realización de estas pruebas los sujetos estarán instrumentados con marcadores y sensores de EMG.

De las pruebas explicadas anteriormente, la prueba de marcha se realizará una vez

sin la ortesis a modo de adquisición de referencia y posteriormente se realizará con la ortesis correspondiente.

A continuación, se muestran imágenes de ejemplo de cada una de las pruebas realizadas (Figura 11).

a) b)

c) d)

Figura 11. Ejemplo pruebas realizadas. a): subir/bajar escaleras, b) marcha, c)squat y d)flexo/extensión máxima de rodilla.


Una vez adquiridos los datos experimentales, se ha procedido a la puesta a punto del modelo de miembro inferior y ortesis en OpenSim.

24

©

Para las simulaciones con ortesis, se ha creado un CAD que ha sido introducido en el modelo de miembro inferior. A este CAD se le han asociado marcadores virtuales que corresponden con los marcadores M1, M2 y M3 experimentales y se han modelado sus grados de libertad para valorar la traslación respecto a la pierna, la traslación respecto al muslo y el giro de la ortesis monocéntrica sobre su punto de articulación.

Por otro lado, para el modelo de miembro inferior se han procesado los datos de trayectorias de marcadores, fuerzas de reacción y activaciones de electromiografía.

Trayectorias de marcadores: se han empleado para conocer los ángulos

articulares producidos durante las pruebas experimentales.

Fuerzas de reacción: se han empleado para conocer los momentos articulares

durante las pruebas experimentales.

Electromiografía: se han empleado los datos para conocer la activación muscular

que ha permitido la realización de los movimientos durante las pruebas

experimentales.

Una vez adaptados todos los datos al formato de OpenSim se ha procedido a lanzar las simulaciones de ajuste de la ortesis. Para ello se ha empleado un fichero CAD y un parámetro de muelle “k”, cuyo valor ha ido variando para simular y valorar el efecto de ajuste y la unión de la ortesis a la pierna.

Finalmente, una vez concluidas todas las simulaciones, se ha procedido al análisis y visualización de resultados para las distintas rigideces de unión ortesis-pierna.

El esquema de trabajo del procesado de datos se muestra en la Figura 12



25 | 54

Figura 12: Metodología de análisis en simulaciones de interacción ortesis-pierna

3.1.3. Resultados

Este apartado corresponde con la Tarea 4.3 Análisis de resultados de validación

descrita en la memoria.

Los resultados mostrados a continuación, corresponden a los movimientos de sentadilla realizados con ortesis monotutor. Se ha elegido el movimiento de sentadilla debido a que, de todos los movimientos ensayados, es el que produce una mayor activación muscular, carga mecánica y rango articular.

3.1.3.1. Ángulos articulares

La instrumentación realizada durante los ensayos ha permitido estudiar los ángulos de rodilla y ortesis.

Como punto de partida, las ortesis son diseñadas con el objetivo de seguir el movimiento de la rodilla y limitar o bloquear ciertos movimientos de esta. El estudio de los ángulos articulares permite valorar la eficacia de la ortesis sobre el

usuario.

Si existen diferencias entre el ángulo de rodilla y el ángulo de ortesis, dichas diferencias se pueden cuantificar para valorar los siguientes parámetros:

26

©

Alineación de la ortesis: una diferencia de rango articular entre ortesis y rodilla

indica que la ortesis no sigue de forma exacta la trayectoria de la rodilla.

Desplazamiento de la ortesis: si la diferencia de ángulo de ortesis y rodilla ha

cambiado al comparar el punto inicial y el punto final del movimiento, ha habido

un desplazamiento de la ortesis sobre la pierna.

A partir de las medidas experimentales para ortesis monotutor y rodilla se puede establecer que el ángulo promedio de rodilla es de 85.95 (± 12.66°) y el ángulo promedio de ortesis es de 83.99° (± 9.20°).

A partir de las medidas experimentales para ortesis bitutor y rodilla se puede establecer que el ángulo promedio de rodilla es de 72.97 (± 12.17°) y el ángulo promedio de ortesis es de 79.70° (± 10.24°).

Por otro lado, ambas ortesis presentan un grado de desalineamiento similar

siendo 4.03° para la ortesis monotutor y 4.77° para la ortesis bitutor.

Si se comparan las tablas se puede observar que los sujetos con ortesis alcanzan un mayor ángulo de flexión que los mismos sujetos sin ortesis por lo que se

confirma la función estabilizadora de la ortesis (impide el giro de la rodilla).

Tabla 11 y de la Tabla 12 indican que, en las simulaciones, el ángulo de rodilla con ortesis monotutor es mayor que el ángulo de la rodilla con ortesis bitutor debido a una mayor función estabilizadora de esta ortesis.

Tabla 10: Ángulos de rodilla en sentadilla sin ortesis.

Sujeto 1 Sujeto 2 Sujeto 3 Sujeto 4 Sujeto 5

Rango rodilla 68.91 76.15 90.98 60.11 92.83

Tabla 11: Análisis de ángulos en sentadilla con ortesis monotutor.

Rango rodilla (°)

Rango ortesis (°)

Desalineación (°)

Diferencia (°)

Sujeto 1 74.97 76.39 1.42 0.27

Sujeto 2 99.65 88.14 11.51 0.68

Sujeto 3 91.51 95.76 4.25 0.05

Sujeto 4 95.89 88.18 7.71 1.12

Sujeto 5 71.56 73.55 2.00 3.69



27 | 54

Tabla 12: Análisis de ángulos en sentadilla con ortesis bitutor.

Rango rodilla (°)

Rango ortesis (°)

Desalineación (°)

Diferencia (°)

Sujeto 1 83.3 89.47 6.17 1.12

Sujeto 2 87.7 89.19 1.49 5.85

Sujeto 3 64.53 80.56 16.02 1.03

Sujeto 4 74.59 77.57 2.98 1.32

Sujeto 5 58.87 64.52 5.65 0.54

A continuación, se muestra la gráfica de ángulos de ortesis y rodilla que se obtiene al realizar las simulaciones (Figura 13).

Figura 13: Ángulos de rodilla y ortesis durante la realización de sentadillas

Si se segmenta la señal y se extrae un único ciclo, se puede observar que el ajuste del parámetro “k” de las simulaciones no modifica el ángulo, sino que únicamente influye sobre los momentos y activaciones musculares como se verá más adelante (Figura 14).

28

©

Figura 14: Ángulo de rodilla y simulaciones de ortesis en un ciclo de sentadilla

A la vista de los resultados obtenidos, las simulaciones con ortesis pueden verificar cuando la ortesis sigue el movimiento de la rodilla, además, se pueden simular los efectos que tendría una ortesis en caso de tener una cinemática ideal, idéntica a la de la articulación del cuerpo humano.

3.1.3.2. Activaciones musculares

A partir de los ángulos calculados y fuerzas de reacción de la plataforma, se pueden extraer las activaciones musculares de los músculos implementados en el

modelo de miembro inferior. Dichas activaciones musculares serán comparadas con los datos de electromiografía experimental.

En el ámbito de la biomecánica, el interés de la electromiografía se basa en el patrón de activación. Al emplear electromiografía superficial se producen interferencias por la actividad de músculos periféricos y por impedancias debidas a la piel, por lo que la magnitud de la señal puede variar muchos entre medidas, incluso dentro del mismo sujeto para las mismas condiciones.

Para comparar de forma correcta las activaciones musculares simuladas (Figura 15) y los datos de EMG experimental se han tenido en cuenta dos condiciones:

Normalización de la señal: se normalizan las señales experimentales para poder

reproducir en la misma escala de activación (de 0 a 1) las activaciones

experimentales y simuladas.

Cálculo de área bajo la curva: se ha calculado la suma de todas las activaciones

para los movimientos sin ortesis y con ortesis, se ha calculado la diferencia entre

ambas y finalmente se han comparado las diferencias entre los datos

experimentales y simulados para valorar la similitud.



29 | 54

Figura 15: Activaciones musculares en OpenSim con uso de ortesis.

A continuación, se muestran las comparaciones entre EMG experimental y activaciones musculares simuladas del vasto lateral, uno de los principales músculos involucrados en la extensión de rodilla (Figura 16 y Figura 17).

Figura 16: Activaciones experimentales de vasto lateral en prueba de sentadillas

30

©

Figura 17: Activaciones simuladas de vasto lateral en prueba de sentadillas

Para visualizar el efecto del parámetro “k” sobre la activación muscular, se ha segmentado un ciclo de la señal y se han normalizado los valores obtenidos con el fin de facilitar la comparación (Figura 18).

Figura 18: Activaciones en vasto lateral sin ortesis y distintas simulaciones para un ciclo de sentadilla

En la Tabla 13 se muestran las diferencias de activación en porcentaje entre la

medida de referencia sin ortesis y las medidas con ortesis, tanto para las medidas experimentales como para las medidas simuladas con distintos valores de rigidez de muelle “k”.



31 | 54

Tabla 13: Diferencia (%) entre medidas experimentales y parámetros de K en distintas simulaciones

MEDIDAS DE LABORATORIO (%) EXPERIMENTACIÓN VIRTUAL (%)

Sin ortesis K= 500 K= 900 K= 1200 K= 1500 K= 1800 K= 3000

SUJETO 1 24.45 1.26 8.88 14.68 21.05 27.94 61.04

SUJETO 2 42.37 19.54 27.60 34.31 41.74 49.98 94.24

SUJETO 4 27.07 14.53 28.80 41.93 57.95 77.77 236.32

SUJETO 5 -2.11 8.02 17.67 25.40 31.10 36.91 89.35

Para los sujetos 1 y 2, el valor de “k” (rigidez de muelle) que mejor se adapta a los

resultados experimentales está comprendido entre 1500 y 1800 N/m. Para el sujeto 4, el valor de “k” que mejor se adapta a las medidas experimentales está comprendido entre 800 y 900 N/m.

Por lo tanto, en función de la longitud inicial del muelle en reposo, la “k” óptima para la simulación de ortesis se encuentra comprendida entre 800 y 1800 N/m. El valor promedio de “k” que mejor se ajusta a los sujetos y permite estimaciones con un error menor al 10%-15% es k= 1200 N/m.

3.1.3.3. Momentos articulares

El estudio de las fuerzas permite obtener la carga que se produce sobre la rodilla debido al movimiento realizado (Figura 19.

Durante las simulaciones realizadas se ha observado una disminución del

momento de fuerza sobre la rodilla en las medidas en las que se han empleado ortesis respecto de la medida sin ortesis (Figura 20).

Para mostrar de forma más gráfica esta disminución del momento de fuerza, en la Figura 21 se ha normalizado la señal para un ciclo de sentadilla y se muestran las diferencias para distintas condiciones de ajuste simuladas. Se puede observar que cuanto mayor es la sujeción de la ortesis, más disminuye el momento articular y por lo tanto la rodilla realiza un menor esfuerzo.

Se han comparado los momentos articulares obtenidos sin ortesis con los momentos articulares obtenidos con la ortesis y distintos valores de muelle “k” simulados para así poder valorar el efecto de la unión ortesis-pierna sobre las cargas articulares en la rodilla.

32

©

Figura 19: Simulación de fuerzas de reacción en OpenSim.

Figura 20: Momento de fuerzas sobre la rodilla durante la realización de sentadillas

Figura 21: Momentos de fuerza en rodilla sin ortesis y distintas simulaciones para un ciclo de sentadilla

Un valor positivo indica que el momento de fuerzas es mayor en los movimientos sin ortesis respecto a movimientos con ortesis. En la Tabla 14 se puede observar que en los Sujetos 1 y 2, con el parámetro de “k” óptimo averiguado previamente,



33 | 54

el momento en la rodilla disminuye en torno a un 15% con ortesis respecto al momento de fuerzas sin ortesis. Por otro lado, el Sujeto 4, mantiene el mismo nivel de carga articular.

Para los distintos valores de “k”, en todos los casos el momento de fuerza disminuye con el uso de ortesis

Tabla 14: Diferencia (%) entre momentos de fuerza sin ortesis y distintas simulaciones de ortesis.

K = 500 K = 1200 K = 1500 K = 1800 K = 3000

SUJETO 1 5.25 11.49 13.45 15.42 19.39

SUJETO 2 5.48 11.74 14.62 17.44 20.14

SUJETO 4 -16.59 0.60 7.40 14.76 22.22

PUESTA A PUNTO DEL MODELO BIOMECÁNICO INTERACCIÓN SUJETO-BUTACA

A partir del modelo de miembro inferior desarrollado en el PT3 de esta segunda anualidad del proyecto y considerando las aportaciones de la empresa Goznel, colaboradora en el desarrollo de esta línea de trabajo, se ha puesto a punto un modelo biomecánico de interacción sujeto-butaca, cuyos resultados de validación se resumen en este apartado.




Para la puesta a punto del modelo, se ha empleado una base de datos propiedad del Instituto de Biomecánica de Valencia, compuesta por 50 sujetos sanos. La base de datos recoge el movimiento de levantarse de una silla mediante fotogrametría.

Adicionalmente, se ha validado mediante la medición de dos sujetos cuyas características se muestran en la Tabla 15.

Tabla 15. Características de los sujetos instrumentados.

SUJETO Peso (kg) Altura (cm) IMC Edad

SUJETO 1 89 181 27.16 26

SUJETO 2 45 150 20.00 30

34

©

3.2.1.2. Protocolo de medida


Para el estudio se ha empleado el sistema de fotogrametría Kinescan/IBV basado en marcadores reflectantes. Para cada caso de estudio se han registrado dos medidas dinámicas partiendo desde diferentes posiciones de reposo sobre una silla.

El modelo de marcadores reflectantes consta de los siguientes marcadores (Tabla 16):

Tabla 16. Segmentos corporales y puntos de interés para la colocación de marcadores.

SEGMENTO Marcadores

Torso Esternón

Acromion

Brazo Epicóndilo lateral

Antebrazo Estiloides cubital

Pelvis Espina Ilíaca Antero Superior

Espina Ilíaca Postero Superior

Muslo Trocánter

Cóndilo femoral

Pierna Maléolo lateral

Silla Esquinas del asiento

Suelo Esquinas de plataformas de fuerza

Además, se ha complementado el estudio experimental con dos plataformas de fuerzas para obtener las fuerzas de reacción (Figura 22):

Plataforma 1: situada bajo la silla.

Plataforma 2: situada bajo los pies.

Se han registrado las medidas para dos sujetos diferentes, pudiendo estudiar así las diferencias causadas por la antropometría del sujeto y la influencia sobre el modelo de simulación escalado.

Estudio 1: altura de la butaca

Se han registrado 2 medidas experimentales. En cada medida el sujeto parte desde una posición de sedestación, con la espalda erguida y las piernas en una posición natural y tras unos segundos realiza la acción de levantarse hasta quedar completamente de pie (bipedestación).



35 | 54

Las condiciones de las dos medidas experimentales han sido las siguientes: Medida 1: asiento a una altura mínima de 30 cm.

Medida 2: asiento a una altura mínima de 44 cm.

Durante el movimiento, los pies permanecen en todo momento en contacto con el suelo, sin desplazarse y el sujeto realiza todo el movimiento de rodilla hacia arriba.

Figura 22. Modelo de marcadores empleado con Kinescan/IBV

Estudio 2: ángulo de reposapiés

Se han registrado 2 medidas experimentales. En cada medida el sujeto parte desde una posición de sedestación, con la espalda erguida y altura del asiento constante. Tras unos segundos realiza la acción de levantarse hasta quedar completamente de pie

Las condiciones de las 2 medidas experimentales han sido las siguientes: Medida 1: inclinación del reposapiés a 90°.

Medida 2: inclinación del reposapiés a 112°.

Durante estas medidas la altura de la butaca permanece constante y hay una variación de la flexión de pierna (debido a la variación de ángulo del reposapiés). El sujeto varía la posición de sus pies ya que si el ángulo de F-E de rodilla aumenta, los pies están menos apoyados sobre el suelo.

Tras el registro de trayectorias de marcadores y plataforma de fuerzas se ha realizado un post-procesado de los datos y las simulaciones con OpenSim.


3.2.2.1. Condiciones de simulación

A partir de los datos registrados, se procesan los datos y se adaptan para poder realizar las simulaciones en OpenSim.

36

©

La butaca, con regulación de reposapiés, empleada para las simulaciones es la siguiente (Figura 23):

Figura 23. Butaca usada para la simulación del movimiento. Ángulo de reposapiés de 130 ° (esquina inferior

izquierda). Ángulo de reposapiés de 60° (esquina inferior derecha).

El modelo empleado implementa la musculatura de miembro inferior y miembro superior, presenta las articulaciones de interés para el estudio y cuenta con la ventaja de que ya ha sido empleado en varios artículos científicos y validado para

movimientos de sedestación a bipedestación de una silla.

A partir de los datos experimentales previos, con un modelo definido y con la butaca simulada se han realizado las simulaciones para evaluar el efecto de la configuración de la butaca sobre las variables biomecánicas del modelo.

Las herramientas de OpenSim empleadas han sido: Cinemática Inversa: permite obtener ángulos articulares a partir de las

trayectorias de los marcadores

Dinámica Inversa: permite obtener los momentos articulares a partir de las

fuerzas de reacción

Optimización Estática: permite simular las actividades musculares de los

diferentes músculos que intervienen en el movimiento

Para analizar la altura de la butaca se han realizado seis simulaciones en un rango de altura entre 37,6cm y 55,7cm. En cada simulación se ha simulado una nueva



37 | 54

altura de butaca y se han obtenido resultados para los ángulos, momentos y fuerzas musculares (Tabla 17).

Tabla 17. Relación entre ángulo de rodilla y altura de butaca para medidas experimentales y simuladas.

Ángulo de rodilla (°) Altura de butaca (cm)

Medida experimental 1 98 37.6

Medida experimental 2 72 52.1

Simulación 1 91 41.2




Por otro lado, para analizar la reclinación del reposapiés se han realizado 11 simulaciones en un rango de reclinación de reposapiés entre 65° y 130° (Tabla 18).

Tabla 18. Ángulos de reposapiés simulados para medidas experimentales y simuladas.

Ángulo de reposapiés (°)

Medida experimental 1 89

Medida experimental 2 112

Simulación 1 89

Simulación 2 95

Simulación 3 101

Simulación 4 107

Simulación 5 118

Simulación 6 124

Simulación 7 130

Simulación 8 83

Simulación 9 77

Simulación 10 71

Simulación 11 65

Una vez realizadas y almacenadas todas las simulaciones, se ha procedido a la visualización e interpretación de resultados.

38

©

Una vez registrados los datos, se calcula la cinemática del movimiento a partir del modelo de miembro inferior empleando OpenSim. El diagrama de procesado de datos es el siguiente (Figura 24):

Figura 24: Diagrama de procesado de datos para simulaciones de butaca

Variables analizadas

A partir de las curvas de la cinemática de miembro inferior obtenidas para cada registro se han definido y calculado una serie de parámetros:

1. Ángulos articulares: rangos de movimiento de articulaciones.

2. Momentos de fuerzas: fuerza sobre las articulaciones.

3. Actividad muscular: fuerza y elongación de los músculos involucrados.

3.2.3. Resultados

Este apartado corresponde con la Tarea 4.3 Análisis de resultados de validación descrita en la memoria.



39 | 54

Una vez realizadas las simulaciones en OpenSim para ambos casos de estudio, se ha extraído información acerca de las siguientes variables:

Ángulo de rodilla.

Momento de rodilla.

Fuerzas musculares: gemelo, cuádriceps, isquiotibiales.

3.2.3.1. Altura de butaca

Hipótesis de partida

Las simulaciones realizadas mediante OpenSim se basan en 2 medidas experimentales recogidas en laboratorio. Para la realización de estas simulaciones han sido necesarios los siguientes datos:

Evolución del ángulo de rodilla desde la posición inicial a cierta altura hasta

bipedestación

Evolución del momento sobre la rodilla desde la posición inicial hasta

bipedestación

Dichos datos se han simulado y extraído a partir de los datos experimentales. Para demostrar su validez, es necesario verificar que el momento en la rodilla no varía mucho, cuando a las medidas experimentales de cinemática se aplican las fuerzas medidas respecto a una fuerza promediada a partir de las fuerzas experimentales.

En la Figura 25, se observan los resultados para la validación de la hipótesis de partida. Se demuestra que a partir de dos medidas experimentales para un mismo movimiento y modificando un único parámetro, los momentos en la rodilla simulados son casi idénticos a los momentos en la rodilla experimentales.

Figura 25: Momentos de fuerza sobre la rodilla para las medidas experimentales. Comparación de fuerzas

respectivas vs fuerza patrón.

Una vez validada la hipótesis de inicio se puede asegurar que las simulaciones son fiables y se procede a analizar los resultados obtenidos.

40

©

Alineación de centro de masas y base de sustentación

La influencia de modificar la altura de la butaca sobre el centro de masas y la base de sustentación es la siguiente:

Adelantamiento del centro de masas: un aumento de altura provoca una posición

más cercana a la bipedestación.

Modificación de la base de apoyo: un aumento de altura provoca que la fuerza

inicial sobre la silla se vaya repartiendo cada vez más sobre los pies.

Por lo tanto, como la posición final es igual para todos los casos de altura, cuanto mayor sea la altura de la butaca, las fuerzas estarán más repartidas y el cambio de sedestación a bipedestación no será tan brusco por lo que los momentos articulares serán menores a la vez que será necesaria una menor fuerza muscular para producirlos.

Como la rodilla es la articulación principal involucrada en el movimiento, los resultados de cinemática, momentos y fuerza muscular se centrarán en dicha articulación.

Momentos de fuerza

El momento es la magnitud física que relaciona la fuerza con su distancia al punto al que se aplica y cuyo resultado es un giro en la articulación.

Analizando mecánicamente el sistema, se tienen en cuenta 3 fuerzas de reacción: Fuerza del apoyo sobre la silla

Fuerza de apoyo sobre el pie derecho

Fuerza de apoyo sobre el pie izquierdo

Si se analizan las fuerzas de los pies, y atendiendo a la definición de momento, cuanto mayor sea la altura de la butaca menor distancia habrá entre la fuerza del apoyo de los pies y las rodillas por lo que el momento disminuirá.

Esta explicación del momento de las fuerzas externas sobre el sujeto se verifica empleando el software de modelado musculo-esquelético OpenSim. Como se puede observar, se han simulado los siguientes ángulos y los resultados para el momento de fuerzas han sido los siguientes (Figura 26, Figura 27 y Figura 28).



41 | 54

Figura 26: Ángulos de rodilla para medidas experimentales y simuladas.

Figura 27: Momento de fuerzas sobre la rodilla para medidas experimentales y simuladas.

42

©

Figura 28: Variación del momento máximo sobre la rodilla en función de la altura de la butaca (cm).

En las Figura 26, Figura 27 y Figura 28 se puede observar una disminución del momento de la rodilla cuanto mayor es la altura de la butaca. Este hecho se debe a que cuanto mayor es la altura, más cerca está la fuerza de la base de apoyo de la silla respecto a la rodilla, por lo tanto, el momento es menor.

Cuanto menor es el momento de la fuerza de apoyo en la silla, menor es la activación o fuerza muscular necesaria para realizar la transición de sentado a levantado. El momento de la fuerza de apoyo de los pies permanece constante ya que la posición de los pies no varía durante el movimiento.

Estos resultados de simulación son equiparables a los mostrados en el artículo “Peak hip and knee joint moments during a sit-to-stand movement are invariant to the change of seat height within the range of low to normal seat height” de Shinsuke Yoshioka et. al (2014) en el cual se muestran los momentos normalizados sobre la rodilla para diferentes medidas experimentales en las que se modificaba la altura del asiento.

Se puede observar como a partir de los 30 cm de altura, si se dobla la altura del asiento a 60 cm, el momento sobre la rodilla disminuye prácticamente a la mitad (Figura 29).

Figura 29: Resultados del estudio de Shinsuke Yoshioka et. al (2014) donde se analiza la variación del

momento sobre la rodilla respecto a la altura del asiento

En resumen, cuanto mayor alineación haya entre el centro de gravedad (móvil) y la base de sustentación (fija), menor momento de rodilla provocarán las fuerzas externas que actúan sobre el sujeto y por lo tanto habrá mayor facilidad para realizar el movimiento.

Fuerza muscular

Los principales grupos musculares que intervienen en el movimiento de levantarse

son: Cuádriceps: formado por 4 músculos que son el recto femoral (biarticular, actúa

sobre la cadera y la rodilla), vasto lateral, vasto medial y vasto intermedio (Figura

30).



43 | 54

Isquiotibiales: formados por 3 músculos biarticulares que son el bíceps femoral,

el semimembranoso y el semitendinoso.

Adicionalmente el músculo tibial anterior trabaja en la flexión del tobillo y los

músculos de los glúteos ayudan a los isquiotibales a realizar la extensión de la

cadera.

Figura 30. Fuerza muscular del cuádriceps al levantarse de la butaca con F-E de rodilla a 90°.

Fase 1 (Figura 31) Aproximación del tronco a base de apoyo de los pies (flexión lumbar).

Elongación del recto femoral (porción insertada en pelvis).

Disminución ligera de la fuerza.

Figura 31. Fase 1 del Paso de Sedestación a Bipedestación. Resultados de modelado.

Fase 2 (Figura 32) Transición completa de base de apoyo sobre la silla a los pies.

44

©

Se alcanza la máxima fuerza del cuádriceps (impulso).

Figura 32: Fase 2 del Paso de Sedestación a Bipedestación. Resultados de modelado

Fase 3 (Figura 33) Extensión de cadera y rodilla hasta posición final.

Activación de los isquiotibiales (extensores de cadera).

Disminución de fuerza del cuádriceps (complementario a los isquiotibiales).

Figura 33. Fase 3 del Paso de Sedestación a Bipedestación. Resultados de modelado.

En las siguientes gráficas se muestran las fuerzas musculares del cuádriceps

durante los movimientos simulados, además de la relación entre fuerza muscular y altura de butaca (Figura 34).



45 | 54

Figura 34. Fuerza muscular del cuádriceps para las medidas experimentales y simuladas.

En la Figura 34 se puede observar una mayor fuerza muscular del cuádriceps para alturas de butaca más altas. Este hecho es lógico puesto que cuanto más elevado esté el cuerpo en sedestación, la fuerza de la base de apoyo cada vez recaerá más sobre los pies que sobre la silla y habrá una mayor activación del cuádriceps (debido a que está más contraído).

Teniendo en cuenta las 3 fases de la actividad muscular del cuádriceps, se pueden observar cambios a nivel global y en las fases 1 y 2.

Cuando aumenta la altura de la butaca: El tronco está más cerca de la base de apoyo de los pies.

Transición de base de apoyo en silla a base de apoyo en pies más rápida.

Cuádriceps menos elongado y más activado.

Sin embargo, el interés del presente estudio es evaluar la activación muscular durante el movimiento y no durante el instante inicial. A continuación, se presentan los resultados para la actividad muscular a lo largo del movimiento.

A alturas de butaca más altas se puede observar una menor fuerza muscular máxima del cuádriceps (Figura 35) y un menor incremento de la fuerza realizada por el músculo desde la posición inicial a la posición final (Figura 36), por lo que las alturas más altas se asocian con trabajos musculares menores.

46

©

Figura 35. Fuerza muscular máxima del cuádriceps según altura de butaca (cm).

Figura 36. Rango de fuerza muscular del cuádriceps según altura de butaca (cm).

3.2.3.2. Ángulo de reposapiés

Las simulaciones realizadas han partido de las medidas experimentales previamente obtenidas. Un inconveniente de OpenSim es el análisis del movimiento sin tener en cuenta patrones naturales a la hora de simular.

La variación del ángulo de reposapiés implica una influencia en el paso de sedestación a bipedestación que debe ser explicada de forma más específica que la variación de la altura de butaca (Figura 37).



47 | 54

Figura 37. Posturas de inicio en simulaciones de ángulo de reposapiés con OpenSim.

Las principales peculiaridades de este movimiento son las siguientes: Complejidad del movimiento: retrasar la posición de los pies alinea de forma

natural el centro de masas con la base apoyo facilitando la transición del apoyo

en la silla al apoyo sobre los pies.

Fuerzas musculares: a diferencia del estudio de la altura, en el transcurso del

movimiento se producen cambios de fuerza muscular en el eje horizontal

(posición de las piernas) y eje vertical (elevación a bipedestación).

Momentos de fuerzas: variaciones en los valores en función del ángulo de

reposapiés cambiando la tendencia explicada en el caso de las simulaciones para

la altura de butaca.

Alineación del centro de masas y base de sustentación

La influencia de modificar el reposapiés de la butaca sobre el centro de masas y la base de sustentación es la siguiente:

Variación del centro de masas: su distancia a la base de apoyo varía en función de

la reclinación de los pies.

Modificación de la base de apoyo: varía la posición de los pies y por lo tanto se

desplaza el centro de su base de apoyo.

Cuanto mayor sea la reclinación de los pies mayor será la alineación entre el centro de masas y la base de apoyo de los pies y por lo tanto la transición de sedestación a bipedestación conllevará un menor esfuerzo.

Buena alineación: alta capacidad de generar fuerza efectiva por parte de

los músculos

Mala alineación: menor capacidad de los músculos para generar fuerza

efectiva

Fuerza efectiva: independientemente de la alineación, los músculos son capaces de generar una fuerza determinada, pero si las condiciones de estabilidad no son idóneas, la fuerza generada por estos no será capaz de producir los momentos de giro necesarios para desplazarse.

48

©

Momentos de fuerza

En las simulaciones de altura previas, la variación del momento generado dependía únicamente de las fuerzas de apoyo sobre la silla. En este caso el momento sobre la rodilla está determinado por:

Centro de masas del cuerpo: su distancia a la rodilla disminuye conforme el

sujeto se va levantando.

Fuerzas de apoyo de los pies: los pies varían su distancia, en el eje horizontal, a

las rodillas modificando así el valor del momento que producen.

En ambas posiciones habrá dos momentos de fuerzas (Figura 38): Momento 1: fuerza de apoyo en silla y distancia a la rodilla.

Momento 2: fuerza de apoyo en pies y distancia a la rodilla.

Figura 38. Diferencia de momentos de fuerza en función de la reclinación del reposapiés.

Observando la Figura 38, en la posición de la izquierda los momentos serán de sentido opuesto mientras que en la posición de la derecha los momentos se sumarán.

Esta distribución de las fuerzas explica porque el momento en la rodilla es mayor a pesar de partir de una posición más cómoda para levantarse y que requiere menos esfuerzo respecto a posiciones en las que el esfuerzo para levantarse debe ser mayor.

En la Figura 39 se observan los momentos generados para las distintas simulaciones sobre la articulación de la rodilla. Las posiciones en las que el centro de masas está más alineado con la base de los pies (mayor ángulo de reposapiés) muestran un momento mayor, coherente con el diagrama de fuerzas de la Figura 36.



49 | 54

Figura 39. Momentos de rodilla para medidas experimentales y simuladas.

Figura 40. Ángulos de rodilla para medidas experimentales y simuladas de diferentes ángulos de reposapiés.

En la Figura 41, se puede observar la tendencia de aumento del momento máximo. Se observa un cambio pronunciado a partir de los 95°, que indica el ángulo de reclinación a partir del cual el movimiento requiere menos esfuerzo debido al momento generado.

Fuerza muscular

Los cambios en el instante inicial se deben a la elongación del cuádriceps. En posiciones en las que los pies estén retrasados la elongación será mayor y la fuerza

inicial del cuádriceps será menor.

La principal variable de interés al estudiar las fuerzas musculares en función del ángulo de reposapiés es el rango de fuerzas del cuádriceps. Un menor rango indica una menor capacidad de generar fuerza.

50

©

En la Figura 42 se observa que para una posición más retrasada de los pies la capacidad del cuádriceps para generar fuerza es mayor ya que hay una variación más grande desde el punto de partida hasta el máximo de fuerza ejercido. Esta capacidad de generar fuerza permite alcanzar el elevado momento de rodilla correspondiente a esta posición.

Figura 41. Variación de momento máximo de rodilla en función del ángulo de reposapiés.

A pesar de la explicación mecánica y analítica de los momentos de fuerza para estas simulaciones, su interpretación resulta más intuitiva en conjunto con los resultados para las fuerzas musculares.

Figura 42. Fuerzas musculares del cuádriceps para diferentes ángulos de reposapiés (°).

Por el contrario, si la posición de los pies es muy adelantada, el estado inicial del cuádriceps es de contracción y presentará una fuerza inicial más elevada que el resto de simulaciones. El hecho de presentar una fuerza inicial mayor provoca que



51 | 54

tenga menor capacidad de generar fuerza hasta llegar al máximo, pero a su vez el momento sobre la rodilla es menor.

A partir de los resultados de momentos y fuerzas musculares se puede concluir que el esfuerzo de levantarse es menor cuanta mayor alineación haya entre centro de masas y base de los pies, aunque implique un mayor momento sobre la rodilla.

Si se observa la Figura 43 para las simulaciones por debajo de 90°, se pueden ver picos esporádicos en la fuerza muscular del cuádriceps. Dichos picos concuerdan con una elongación del recto femoral debida a un aumento de la flexión del torso.

Figura 43. Picos esporádicos de fuerza en el cuádriceps durante el movimiento.

La flexión de torso permite que el centro de masas del cuerpo se alinee con la base

de apoyo de los pies y sea posible mecánicamente el paso de sedestación a bipedestación.

En el caso de ángulos de reposapiés, en los que la base de apoyo formada por los pies quede desalineada, mecánicamente no se puede realizar el paso de sedestación a bipedestación salvo la existencia de apoyos externos que permitan impulsar y elevar el cuerpo.

52

©

4. CONCLUSIONES

MIEMBRO SUPERIOR

El modelo biomecánico de miembro superior, desarrollado durante la segunda anualidad del proyecto en colaboración con las mutuas ha arrojado los siguientes resultados:

Estudio de fiabilidad y reproducibilidad

Los resultados del estudio de fiabilidad y reproducibilidad inter-valorador (A-B) muestran los siguientes resultados para cada una de las variables analizadas:

Rango ángulo: se ha obtenido una reproducibilidad muy alta (ICC > 0.8) para

ambas pruebas (ICCFE = 0.90 e ICCPS = 0.89). Se observa una ligera diferencia al

realizar una segmentación de los datos por ‘brazo medido’ siendo la

reproducibilidad mayor para el brazo derecho. En todos los casos la fiabilidad de

la prueba es alta siendo α > 0.94 para ambas pruebas.

Rango velocidad: la reproducibilidad es muy alta en todos los casos (ICC > 0.8)

siendo el ICCFE = 0.88 e ICCPS = 0.84. Además, la fiabilidad es alta siendo α > 0.91

para ambas pruebas. Se observa una disminución de la reproducibilidad y

fiabilidad para la prueba de PS con el brazo izquierdo (ICCPS-IZQ = 0.71 y αPS-IZQ =

0.82).

Rango aceleración: la reproducibilidad es muy alta (ICC > 0.8) para la prueba de

FE (ICCFE = 0.87) y disminuye a reproducibilidad alta (0.60 < ICC <0.79) para la

prueba PS (ICCPS = 0.79). La fiabilidad de las pruebas es alta siendo α > 0.88 en

ambos casos. Al igual que la variable rango de la velocidad, se observa una clara

disminución de la reproducibilidad y fiabilidad para la prueba de PS con el brazo

izquierdo (ICCPS-IZQ = 0.66 y αPS-IZQ = 0.79).

Rango sobreaceleración: la reproducibilidad es muy alta (ICC > 0.8) en todos los

casos, siendo el ICCFE = 0.85 e ICCPS = 0.84. La fiabilidad es alta siendo α > 0.91

para ambas pruebas. Al igual que en las variables anteriores aparece una

disminución de la reproducibilidad y fiabilidad para la prueba de PS con el brazo

izquierdo (ICCPS-IZQ = 0.75 y αPS-IZQ = 0.85).

Armonía y variabilidad: ambas variables poseen un valor bajo y concentrados en

torno a un valor concreto por lo que los resultados de ICC no se tendrán en

cuenta.

Análisis estadístico de los parámetros calculados

Para determinar la aplicabilidad del modelo desarrollado en la discriminación

entre sujetos sanos y patológicos, una vez comprobada la fiabilidad y reproducibilidad, se ha realizado un análisis estadístico.

Los resultados del análisis muestran que las pruebas de flexo/extensión y prono/supinación discriminan entre sujetos sanos y patológicos para las variables



53 | 54

ángulo, velocidad, aceleración, sobreaceleración, armonía y desplazamiento del centro de codo. Por otro lado, la prueba de alcances solo discrimina en el eje de prono/supinación para las variables velocidad, aceleración y sobreaceleración.

Los resultados obtenidos concluyen que el modelo biomecánico de miembro superior desarrollado tiene una alta repetibilidad y fiabilidad, lo que permitirá a las mutuas utilizarlo asegurando que los resultados serán fiables y repetibles. Además, se ha validado la aplicabilidad del modelo a la discriminación de sujetos sanos y patológicos mostrando que las variables calculadas permiten en su mayoría discriminar entre dos poblaciones (sujetos sanos y patológicos), aportando un valor extra a los intereses de las mutuas.

MIEMBRO INFERIOR

Los dos modelos biomecánicos de miembro superior, desarrollados durante la segunda anualidad del proyecto en colaboración con la empresa del sector del mueble Goznel y del sector ortoprotésico EMO, ha arrojado los siguientes resultados.

4.2.1. Ortesis de rodilla

Ángulos de rodilla

Se ha determinado el procedimiento experimental para calcular las alineaciones y desplazamientos entre ortesis y pierna que permite valorar la adaptación del movimiento de la ortesis al movimiento de la pierna.

A partir de esta experimentación se pueden poner a punto procedimientos para el diseño de ortesis y evaluación de su movimiento sin necesidad de datos experimentales, asumiendo que el error del ángulo de la ortesis es bajo respecto

al ángulo de rodilla tal y como se ha observado en los resultados previos

Momentos de rodilla

Para las constantes “k” de muelle simuladas, se ha determinado que la ortesis permite la reducción de la carga articular en la rodilla en todos los casos, alcanzando reducciones de carga de hasta un 20% aproximadamente.

Activaciones musculares

La experimentación realizada ha permitido acotar los parámetros de simulación

para obtener activaciones musculares virtuales muy cercanas a las activaciones experimentales. Se ha demostrado que a partir del modelado de muelles como medio de unión entre ortesis pierna se puede elaborar una metodología de

54

©

simulación que permita estimar la adaptabilidad de una ortesis para las características específicas de cada usuario

A nivel general se puede determinar que a partir de ficheros CAD de elementos ortésicos y la puesta a punto de modelos específicos al sujeto, se pueden modelar con errores menores al 10% interacciones entre ortesis-cuerpo humano y valorar los efectos que se producen sin la necesidad de llevar a cabo estudios de laboratorio permitiendo así el ahorro de coste y tiempo de experimentación.

4.2.2. Interacción sujeto-butaca

A partir de los resultados obtenidos para las distintas configuraciones de la butaca se pueden extraer las siguientes conclusiones para cada caso:

Altura de butaca Aumentar la altura de butaca facilita el movimiento y la estabilidad puesto que el

centro de masas del cuerpo está más alineado con el centro de la base de apoyo

de los pies.

Aumentar la altura de la butaca reduce el momento sobre la rodilla debido a que

las fuerzas que intervienen están cada vez más próximas a la articulación.

Aumentar la altura de la butaca implica un mayor trabajo del cuádriceps en el

momento inicial debido a que la fuerza de apoyo recae cada vez más en los pies

en lugar de la butaca.

Aumentar la altura de la butaca disminuye la fuerza total realizada por el

cuádriceps debido a que el recorrido del sujeto desde la posición inicial a final es

menor.

Ángulo de reposapiés Aumentar el ángulo de reposapiés facilita el movimiento ya que se alinea más el

centro de masas del cuerpo y la base de apoyo de los pies.

Aumentar el ángulo de reposapiés aumenta el momento en la rodilla ya que las

fuerzas de apoyo se alejan cada vez más de la articulación.

Aumentar el ángulo de reposapiés reduce el trabajo muscular del cuádriceps en

el inicio ya que el cuádriceps está más elongado.

Aumentar el ángulo de reposapiés aumenta la fuerza total realizada por el

cuádriceps debido a que el momento a vencer en la rodilla aumenta.

Para ángulos de reposapiés inferiores a 90°, a pesar de haber un menor momento

en la rodilla:

o El cuádriceps tiene menor capacidad de generar fuerza debido a la

diferencia entre el estado inicial y estado final.

o Se necesita una flexión lumbar exagerada para alinear el centro de masas

y la base de apoyo propiciando una ejecución incómoda del movimiento.

e4.2 descriptivo de la colección de medidas

Documents