mano controlada por señales musculares

Universidad de la República

Facultad de Ingeniería

MACOSEMUMano controlada por señales

musculares

Memoria de proyecto presentada a la Facultad de

Ingeniería de la Universidad de la República por

Jorge Brazeiro, Sabrina Petraccia, Matías Valdés

en cumplimiento parcial de los requerimientos

para la obtención del título de

Ingeniero Electricista.

Tutor

Gabriel Eirea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Universidad de la República

Tribunal

Gabriel Eirea . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Universidad de la RepúblicaFranco Simini . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Universidad de la RepúblicaLeonardo Barboni . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Universidad de la República

Montevideodomingo 6 septiembre, 2015

MACOSEMUMano controlada por señales musculares, Jorge Brazeiro, Sabrina Petraccia,Matías Valdés .

Esta tesis fue preparada en LATEX usando la clase iietesis (v1.1).Contiene un total de 161 páginas.Compilada el domingo 6 septiembre, 2015.http://iie.fing.edu.uy/

http://iie.fing.edu.uy/

Resumen

En el presente trabajo se desarrolla un prototipo de prótesis de mano controladapor señales musculares. Se logra adquirir y visualizar la señal electromiográca me-diante electrodos superciales. Implementando etapas de amplicación y ltrado,junto a circuitos que minimicen el ruido, se obtiene una señal de amplitud adecua-da para su digitalización. Se logra un procedimiento para determinar la relaciónentre fuerza e intensidad muscular, creando la base para el algoritmo de control queacciona el motor, permitiendo el movimiento continuo de la mano. Tal algoritmose implementa con el microcontrolador Arduino Uno. Se construye el antebrazo yla mano mecánica con tecnología de impresión 3D, dando un carácter estético alprototipo nal.

Palabras clave: electromiografía, electrodo, bíceps braquial, servomotor, Ar-duino, prótesis, amplicador de instrumentación, RLD, mioeléctrica.

Esta página ha sido intencionalmente dejada en blanco.

Tabla de contenidos

Resumen i

1. Introducción 11.1. Motivación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11.2. Objetivo y alcance del proyecto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

1.2.1. Objetivos especícos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21.3. Organización del documento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2

2. Estado del Arte 52.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52.2. Desarrollo histórico de prótesis mioeléctricas . . . . . . . . . . . . . 62.3. Prótesis mioeléctricas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

2.3.1. Control de tipo encendido/apagado . . . . . . . . . . . . . . 112.3.2. Control mediante máquinas de estado y control proporcional 112.3.3. Control mediante reconocimiento de patrones . . . . . . . . 12

2.4. Tipos de electrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 132.5. Músculos utilizados y reinervación puntual . . . . . . . . . . . . . . 132.6. Aceptación de la prótesis por parte del paciente . . . . . . . . . . . 162.7. Realimentacion al usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 162.8. Prótesis disponibles comercialmente . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

3. Señal mioeléctrica 213.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 213.2. Origen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 223.3. Generación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 233.4. Composición . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

4. Adquisición de la señal EMG 294.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 294.2. Electrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29

4.2.1. Interfase electrodo-electrolito . . . . . . . . . . . . . . . . . 304.2.2. Interfase electrolito-piel . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34

4.3. Electrodos para EMG . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 354.3.1. Conguración del electrodo . . . . . . . . . . . . . . . . . . 364.3.2. Ubicación y colocación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 364.3.3. Consideraciones prácticas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

Tabla de contenidos

4.4. Caracterización de ruido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 404.4.1. Clasicación de ruido . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41

4.5. Visualización de la señal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 46

5. Acondicionamiento de la señal EMG 495.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 495.2. Amplicación de la señal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

5.2.1. Primera etapa de amplicación . . . . . . . . . . . . . . . . 495.2.2. Segunda etapa de amplicación . . . . . . . . . . . . . . . . 605.2.3. Circuito nal de amplicación . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

5.3. Técnicas para la reducción de interferencias . . . . . . . . . . . . . 625.3.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 625.3.2. Circuito RLD (Right Leg Driver) . . . . . . . . . . . . . . . 625.3.3. Guarda y guarda activa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 645.3.4. Implementación del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65

5.4. Filtrado de la señal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 665.4.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 665.4.2. Filtros de segundo orden . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 675.4.3. Filtro Butterworth . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68

5.5. Respuesta en frecuencia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 715.5.1. Respuesta simulada en SPICE . . . . . . . . . . . . . . . . . 715.5.2. Respuesta experimental . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72

5.6. Filtrado de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . 735.7. Circuito nal de acondicionamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73

6. Procesamiento de la señal EMG 776.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 776.2. Recticador de precisión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 77

6.2.1. Análisis del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 786.2.2. Valores de los componentes . . . . . . . . . . . . . . . . . . 796.2.3. Simulación del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 81

6.3. Placa Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 826.3.1. Características del Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . 836.3.2. Código Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 846.3.3. Comunicación con la PC . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86

6.4. Procesamiento en el dominio del tiempo . . . . . . . . . . . . . . . 866.4.1. Cálculo en tiempo real . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87

6.5. Muestreo y Procesamiento mediante Matlab-Arduino . . . . . . . . 906.5.1. Muestreo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 906.5.2. Procesamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 906.5.3. Ajuste de la ganancia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93

6.6. Muestreo y Procesamiento mediante Arduino . . . . . . . . . . . . 966.6.1. Muestreo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 966.6.2. Procesamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96

iv

Tabla de contenidos

7. Motor y algoritmos de control 997.1. Servomotor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99

7.1.1. Componentes internos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1007.1.2. Señal de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1007.1.3. Mecanismo de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1017.1.4. Alimentación y consumo de corriente . . . . . . . . . . . . . 1027.1.5. Par máximo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1027.1.6. Material de los engranajes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1037.1.7. Marcas y compatibilidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

7.2. Motores paso a paso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1037.2.1. Ángulo de paso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1047.2.2. Velocidad de rotación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1047.2.3. Par de funcionamiento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1047.2.4. Voltaje y corriente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1047.2.5. Señal de control . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105

7.3. Motor utilizado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1057.4. Control del servomotor . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

7.4.1. Señal PWM de Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1077.4.2. Librería Servo de Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1077.4.3. Cálculo del ángulo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107

8. Diseño y construcción de la placa PCB 1098.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1098.2. Diseño . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1108.3. Fabricación y construcción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110

9. Diseño y construcción de la mano mecánica 1139.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1139.2. Modelo inicial: pinza comercial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1139.3. Diseño e impresión CAD . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114

9.3.1. Materiales, software e impresora 3D . . . . . . . . . . . . . 1159.3.2. Diseño e impresión de la mano . . . . . . . . . . . . . . . . 1169.3.3. Diseño e impresión del antebrazo . . . . . . . . . . . . . . . 1199.3.4. Diseño y montaje completo . . . . . . . . . . . . . . . . . . 121

10.Conclusiones 12310.1. Conclusiones generales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12310.2. Gestión de Proyecto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12310.3. Trabajos futuros . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12510.4. Reexiones nales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 126

A. Ensayo amplicador de instrumentación discreto 127A.1. Circuito a implementar . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127A.2. Criterios de diseño . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127A.3. Elección de los componentes . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 127A.4. Implementación del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128

v

Tabla de contenidos

A.5. Procedimiento y resultados obtenidos . . . . . . . . . . . . . . . . . 128A.5.1. Ajuste del voltaje de oset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 128A.5.2. Ganancia diferencial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129A.5.3. Ganancia en modo común . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 130A.5.4. Rechazo al modo común CMRR . . . . . . . . . . . . . . . 130

B. Código utilizado 133B.1. Codigos MatLab . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 133B.2. Codigos Arduino . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 135

C. Circuito 139

Referencias 143

Índice de tablas 147

Índice de guras 148

vi

Capítulo 1

Introducción

1.1. MotivaciónDesde hace algunos años el Centro de Ortesis del Hospital de Clínicas trabaja en

el desarrollo de prótesis mecánicas de miembro inferior y pretende iniciar estudiossimilares sobre miembro superior.

Se busca acompañar este proceso mediante la implementación de un prototipode prótesis de miembro superior, accionada por la actividad eléctrica originada enun músculo especíco del paciente.

Áreas involucradas en el desarrollo del proyecto son: adquisición, amplicacióny procesamiento de señales, control de motores eléctricos, etc.

En el Instituto de Ingeniería Eléctrica (IIE) existen antecedentes en la adqui-sición de señales biológicas realizadas por el Grupo de Microelectrónica; así comoen tratamiento de señales. Sin embargo, no se conocen antecedentes dentro de laUdelaR de un desarrollo como el que se espera realizar.

1.2. Objetivo y alcance del proyectoEl objetivo del proyecto es desarrollar e implementar una prótesis de mano que

realice sus movimientos en base a las señales eléctricas de un músculo especícodel paciente.

Dicha prótesis se implementa con un único grado de libertad, abrir y cerrar lamano, movimiento que debe ser continuo y no solamente de tipo abierto/cerrado.

Con el n de brindar realimentación al sistema, se utilizarán sensores que midanla presión ejercida por la mano sobre objetos manipulados. La misma podrá serhacia el usuario, de forma visual o auditiva, o hacia el microcontrolador medianteseñales eléctricas.

El diseño e implementación de la parte mecánica de la mano tendrá forma depinza.

En la documentación del proyecto se incluirá un estudio de las diferentes técni-cas actualmente desarrolladas sobre la temática de prótesis mioeléctricas y posiblesalternativas para investigaciones futuras.

Capítulo 1. Introducción

No se encuentra dentro del alcance del proyecto el obtener un producto co-mercial. Por este motivo, aspectos como la estética o fuente de alimentación yautonomía, no serán incluidos dentro del alcance.

1.2.1. Objetivos específicosLos objetivos intermedios que permitirán alcanzar el objetivo nal se detallan

a continuación:

Estudio del estado del arte.

Adquisición de las señales eléctricas de los músculos mediante electrodossuperciales.

Amplicación de las señales obtenidas.

Selección del microcontrolador.

Filtrado de las señales adquiridas.

Implementación de la pinza mecánica.

Movimiento de la pinza de forma continua mediante un motor eléctrico.

Sensado de la presión ejercida por la mano sobre el objeto manipulado.

Realimentación de la señal de presión para el control de la fuerza ejercidasobre el objeto.

Documentación del proyecto.

1.3. Organización del documentoEl documento está estructurado en distintos capítulos cuyo contenido intenta

reejar el camino recorrido a lo largo del proyecto. A continuación se describen:

En el Capítulo 2: Estado del arte, se realiza una síntesis histórica del desa-rrollo de prótesis de miembro superior, en particular las controladas a través deseñales mioeléctricas, culminando con una descripción de los modelos comercialesdisponibles actualmente.

En el Capítulo 3: Señal mioeléctrica, se describe el origen, la generación yla composición de la señal que representa la actividad eléctrica muscular, denomi-nada electromiográca (EMG).

En el Capítulo 4: Adquisición de la señal EMG, se presentan los con-ceptos asociados a los sensores que detectan la señal, denominados electrodos. Enparticular, se describe el proceso de adquisición con electrodos superciales, junto

2

1.3. Organización del documento

con las consideraciones necesarias para la misma.

En el Capítulo 5: Acondicionamiento de la señal EMG, se efectúa el aná-lisis teórico y diseño de los circuitos para obtener la señal amplicada y ltrada.Se describen topologías que permiten disminuir el ruido.

En el Capítulo 6: Procesamiento de la señal EMG, se describe el procedi-miento para determinar la relación entre fuerza e intensidad muscular. Se presentael microcontrolador empleado en la aplicación.

En el Capítulo 7: Motor y algoritmo de control, se presenta un estudiode los motores usualmente considerados para este tipo de aplicaciones, incluyendoel modelo seleccionado para accionar la mano. Se naliza con el algoritmo imple-mentado para el control de la prótesis.

En el Capítulo 8: Diseño y construcción de la placa PCB, se detallael proceso de diseño e impresión de la placa PCB, sus características físicas y elmontaje de sus componentes.

En el Capítulo 9: Diseño y construcción de la mano mecánica, se da unpanorama general respecto a la impresión 3D y materiales empleados. Se muestrala evolución de los diseños hasta alcanzar el correspondiente al prototipo nal.

En el Capítulo 10: Conclusiones, se exponen las conclusiones generales, as-pectos de la gestión del proyecto y posibles alternativas para el desarrollo de futurosemprendimientos.

Al nal del documento se encuentra el anexo y la bibliografía consultada.

3

Capítulo 2

Estado del Arte

2.1. IntroducciónLa cantidad de amputados a nivel mundial, al año 2009, es de 4 millones de

personas según [12] ; cifra que se incrementa en unos 200.000 anualmente. El 30por ciento de los casos corresponde a amputación de miembro superior. Con laintención de restaurar la funcionalidad del miembro perdido y consigo mejorar lacalidad de vida del usuario, surgen las prótesis.

Las prótesis mecánicas más sencillas son las accionadas por el propio cuerpodel usuario. El movimiento es realizado mediante la porción del miembro superiorque no le ha sido amputado. Para el caso de prótesis con más de una función, elusuario debe además trabar las partes que no desea mover y destrabar las que sí.Dichas prótesis se desarrollaron en respuesta a la gran cantidad de combatientesque debieron ser amputados tras la guerra civil de EEUU en la década de 1860 [59].Su bajo costo representaba su mayor ventaja.

En la década de 1910, luego de la primera guerra mundial, surgen las primerasprótesis accionadas de forma externa mediante elementos mecánicos. Décadas mástarde y debido a las consecuencias de la segunda guerra mundial se realizan versio-nes mejoradas para este tipo de prótesis [59]. El impacto de las guerras así como delas epidemias resultaron factores claves en el desarrollo de este tipo de tecnología,cuya demanda crecía notoriamente bajo dichas circunstancias.

Otro modelo de prótesis son las controladas mediante señales eléctricas delos músculos residuales del paciente. Es decir, mediante señales electromiográ-cas (EMG). La actividad eléctrica de un músculo es amplicada, procesada y luegoutilizada para controlar un motor que a su vez acciona la prótesis. En comparacióncon las del tipo mecánicas, estas últimas requieren un mayor entrenamiento porparte del usuario para su correcto uso.

El principio de funcionamiento para las distintas prótesis mencionadas puedeser sencillo, pero el diseño no lo es. Debe ser confortable, por lo cual el peso esuna característica importante; robusta en su funcionamiento; de apariencia natu-ral tanto en su estética, tamaño, como en la forma de sus movimientos. A estasconsideraciones se debe agregar que la prótesis sea económica.

Capítulo 2. Estado del Arte

En la actualidad, en EEUU la mayoría de los amputados utilizan prótesis accio-nadas por su cuerpo [59], como se muestra en la Figura 2.1. Estas son económicas,livianas y robustas. Además proveen varias funcionalidades. Su desventaja es quenormalmente requieren un complejo arnés para su uso y que no siempre son estéti-cas. También es usual encontrar prótesis de tipo híbrido con una parte accionadade forma mecánica por el cuerpo del usuario y otra parte de tipo mioeléctrico.

Figura 2.1: Prótesis accionada mecánicamente [40]

En cuanto a los grados de libertad, a nivel de uso clínico, al día de hoy loestándar es poder controlar una o dos articulaciones [59] sin importar el tipo deprótesis.

2.2. Desarrollo histórico de prótesis mioeléctricasEsta sección resume la información presentada en [22] [15] y [59].Las primeras implementaciones del control mioeléctrico, para ser utilizadas en

una prótesis, datan de 1945 en Alemania y se deben al trabajo del investigdorReinhold Reiter. Esta primer prótesis de mano utilizaba tubos de vacío en suscircuitos eléctricos, lo cual no permitía que fuera portable 1. Además tenía un granconsumo de energía. Dicha prótesis consistía en una pinza y su algoritmo de controlpodía establecer tres estados: pinza completamente abierta o en otros dos posiblesángulos intermedios. Este sistema de control más tarde fue popularizado comocontrol de tres estados". El trabajo de Reiter, aunque pionero, no fue conocidopor los demás investigadores del área hasta el año 1969.

1Recordar que el transistor sería inventado en 1948 y popularizado unos años después

6

2.2. Desarrollo histórico de prótesis mioeléctricas

Figura 2.2: Prótesis de Reiter [15]

Otros trabajos que implicaban señales mioeléctricas fueron también desarrolla-dos durante nes de la década de 1940. Sin embargo, el hecho de que la electrónicaaún no había sido revolucionada mediante la incorporación del transistor, hacíadifícil el desarrollo de prótesis de uso clínico.

A nes de la década de 1950 y principios de 1960, los trabajos pioneros de ladécada anterior fueron reinventados"de forma independiente por investigadores enlos Estados Unidos (EEUU), Reino Unido, Europa y la entonces Unión de Repú-blicas Socialistas Soviéticas (URSS). En este periodo, el desarrollo del área se vioimpulsado por la denominada tragedia de la Talidomida", la cual dejó un saldode más de 10000 niños, en casi 50 países, nacidos con la enfermedad de focomelia,carcterizada por el desarrollo de extremidades más cortas que lo usual. Se debía alconsumo de la droga talidomia utilizada en la época como sedante, por parte de lamadre durante el embarazo, o por parte del padre previo a la concepción, dado quela talidomia afectaba los espermatozoides transmitiéndoles sus efectos nocivos. Enrespuesta a esta tragedia, fondos públicos de distintos países fueron invertidos enla investigación y el desarrollo de mejores prótesis para los niños que padecieranesta anomalía congénita.

Los estudios en el área durante este periodo se caracterizaron por grupos ais-lados en distintos países de Europa, EEUU y la URSS.

En la URSS, las investigaciones inician en 1957 generándose la base necesa-ria para hacer posible, en la década siguiente, el desarrollo de la primer prótesismioeléctrica de uso clínico, la cual se denominó Mano Rusa"(Russian Hand). Eraoperada mediante baterías y diseñada para un usuario adulto con amputación pordebajo del codo. Es interesante destacar que en los trabajos iniciales de este grupo,aunque se utilizaron las características temporales de la señal EMG, ya se mencio-naba la potencialidad del uso de las características de frecuencia de la señal.

7


Figura 2.3: Mano Rusa - Modelo de 1959 [15]

En Estados Unidos, los grupos pioneros en estudio de control mioeléctrico ysus aplicaciones, inician en 1959 en la Universidad de California (UCLA). Si bienobtuvieron avances en el área, su trabajo no derivó en una prótesis para uso clínico.

Las primeras investigaciones utilizaban dos músculos distintos para obtener laseñal EMG: uno para controlar la apertura de la prótesis y otro para controlar elcierre de la misma. En la actualidad es posible lograrlo con un sólo músculo.

En Austria, los trabajos comenzaron en 1966 luego de conocerse el desarrollo dela prótesis realizado por la URSS. Zemann con la ayuda del industrial alemán OttoBock, vinculado a la tecnología de rehabilitación, fueron quienes lideraron dichasinvestigaciones. De este vínculo surge la mano denominada Z1"de la compañíaOtto Bock, así como otra mano casí idéntica pero no perteneciente a la misma.La compañia continuó creciendo y en 1967 introdujo su primer prótesis de usoclínico conocida como Z6". Al día de hoy la entidad Otto Bock es una de las másimportantes en cuanto a prótesis mioeléctricas comerciales.

En Italia, a principios de 1960, impulsado por la tragedia de la talidomia, elAustríaco Schmidl implementó una prótesis de mano de uso clínico. Esta utilizabalos músculos extensor y exor del antebrazo para abrir y cerrar la mano respec-tivamente. Permitía un control proporcional del ángulo de la mano, en base a laduración de la contracción detectada. Schmidl trabajó en conjunto con el alemánOtto Bock, quien le proveyó de la parte mecánica de la prótesis.

En Japón, en el año 1964, el profesor Kato inició un proyecto denominadomano Waseda". Destacado por ser de los primeros en intentar brindar realimen-tación al sistema de control, de la presión ejercida por la mano en cada momento.Su primer prototipo disponía de un sensor de presión resistivo en uno de los dedosde la prótesis. El proyecto continuó hasta 1968 obteniendo como resultado la Wa-

8

2.2. Desarrollo histórico de prótesis mioeléctricas

seda 4P", capaz de realizar varias funciones y con realimentación al sistema. Sinembargo, ninguno de estos desarrollos concluyó en una prótesis para uso clínico.

La tragedia de la Talidomia también tuvo incidencia en Canadá. Investigadoresque originalmente destinaron sus esfuerzos en aplicaciones al control de sillas derueda, se inclinaron al estudio del control mioeléctrico para prótesis de miembrosuperior. Se enfocaron en obtener información de un único músculo y no de doscomo lo hicieron los pioneros en el área. Como algoritmo utilizaron el control de tresestados ya mencionado. La primer prótesis canadiense de uso clínico fue obtenidaen 1965 en base a los trabajos de este equipo.

Respecto al avance en los algoritmos de control, a mediados de la década de1960, en el Reino Unido, un grupo liderado por Bottomley, fue de los primerosen utilizar el control proporcional del ángulo de apertura, el cual tomaba comoreferencia la potencia de la señal mioeléctrica. El mecanismo de control llamadoautogenic backslash"fue otro aporte llevado a cabo por Bottomley y sus colabo-radores. Dicho mecanismo permitía lograr un movimiento suave de la mano, aúnante pequeñas variaciones en la intensidad de la señal EMG. Muchos otros gruposde investigación incorporaron este sistema.

Para el año 1964, la Mano Rusa"(Russian Arm), primer prótesis mioeléctricacomercial que fue producida en grandes cantidades, era también distribuida fuerade Rusia en países como el Reino Unido.

En este periodo, los factores más importantes que limitaron el desarrollo inicialde prótesis de uso clínico, fueron: el bajo desarrollo de la tecnología disponible y elclima político hostil de esa época (periodo de pos guerra y guerra fría). Esto últimohacía que la información de los distintos grupos investigadores no siempre fuerapublicada para aprovechamiento de otros. A medida que las tensiones políticasfueron quedando de lado y de la mano del desarrollo tecnológico, se lograríanmayores avances en el área.

En estos años surgen los primeros diseños que resultarían en las prótesis co-merciales más populares de la actualidad. En 1961 y luego de tener contacto conlas investigaciones realizadas en Rusia, en el MIT (Instituto Tecnológico de Mas-sachusetts) se crea un equipo de trabajo que más tarde desarrollaría la prótesishoy conocida como "Brazo de Boston"(Boston Arm), primer prótesis mioléctricade codo. Los mecanismos surgidos en esa época y aplicados al brazo de Boston,continuaron siendo utilizados, con algunos cambios menores, hasta el año 2000 enel producto ofrecido comercialmente.

Sobre nes de 1960, uno de los miembros del grupo creado en el MIT partehacia la universidad de Utah donde participa activamente con el desarrollo deldenomidado Brazo de Utah"(Utah Arm) obtenido a principios de 1970. Años mástarde, los grupos del MIT y Utah comenzaron a colaborar en la investigación ydesarrollaron la MIT/Utah dexterous hand". Hoy en día el Brazo de Utah, aunquecon diseño más avanzado, es comercializado por la compañía Motion Control.

Por otra parte, también sobre nes de 1960, el Laboratorio de InvestigaciónBiomecánica de la Armada de EEUU desarrolla una prótesis que incluía un detectorde deslizamiento. Este pretendía evitar que el objeto manipulado por la prótesis seresbalara.

9


En cuanto a los electrodos empleados para obtener la señal EMG, ya en el año1968, en Canadá, se trabajaba en la posibilidad del uso de electrodos implantablesy que se comunicaran mediante telemetría con la prótesis. En 1969, se desarrollaronlos primeros modelos teóricos de cómo se generaban las señales mioeléctricas. Estopermitió mejorar el procesamiento de dichas señales.

En Suecia, en 1965 inició sus trabajos el llamado grupo SVEN de Estocolmo.Para el año 1973, desarrollaron la mano SVEN la cual contaba con tres gradosde libertad y hacía uso de seis pares de electrodos para obtener la señal EMG.Desarrollos posteriores llevaron a un nuevo modelo con 6 grados de libertad. Sinembargo, estos no alcanzaron la comercialización.

Figura 2.4: Mano SVEN [15]

La decada de 1970 se caracteriza por un aumento en la cantidad de prótesismioeléctricas para uso clínico disponibles en el mercado. Avances en la tecnología delas baterías empleadas como fuente de alimentación, y la reducción del tamaño delos motores y de componentes eléctricos, fueron factores vitales para el incrementoantes mencionado. En esta década también dio inicio el desarrollo de sistemas quepermiten controlar varios movimientos en una misma prótesis.

Por su parte la década de 1980 está marcada por el intento de incorporartécnicas avanzadas al procesamiento de las señales EMG. Por ejemplo técnicascomo: reconocimiento de patrones, teoría de la información y sistemas adaptativos.A pesar de los avances en este sentido, los benecios al usuario nal de estas nuevastécnicas son apenas superiores a los sistemas de control más simples desarrolladosen décadas anteriores.

2.3. Prótesis mioeléctricasDesde la década de 1960 hasta el primer decenio del presente Siglo XXI, los

avances en el control mioeléctrico han pasado por lo que se puede denominar tres"generaciones" [37]. Estas son:

1. Control de tipo encendido/apagado (on/o) mediante umbrales y con velo-cidad de movimiento constante.

2. Control mediante máquinas de estados y control proporcional con posibilidadde variación del grado de contracción muscular.

10

2.3. Prótesis mioeléctricas

3. Incorporación del microprocesador para un mayor procesamiento y control.

La incorporación de los microprocesadores permite un mayor procesamientode las señales y en particular posibilita el control basado en reconocimiento depatrones. Por esta razón, en la literatura muchas veces las tres categorías de controlse suelen reducir a dos: control basado en reconocimiento de patrones y control nobasado en reconocimiento de patrones.

A continuación se describen brevemente los tipos de control mencionados juntocon las técnicas que habitualmente se emplean en cada uno de ellos. Una descripciónmás detallada, de algunos puntos, se brinda en secciones posteriores del presentetrabajo.

2.3.1. Control de tipo encendido/apagadoEn general con este tipo de control no es posible desarrollar prótesis con varias

funciones. Es decir, con varios tipos de movimiento o grados de libertad. Paralograrlo es necesario una etapa de clasicación del movimiento más elaborada quela que ofrece esta técnica.

La técnica utilizada es principalmente el control por umbral. El uso del controlpor umbral, aunque sencillo, suele limitarse a movimientos de tipo encendido/a-pagado. Para saber si la prótesis debe ser accionada, se realiza una comparaciónde la intensidad de la señal EMG con un nivel de intensidad determinado, cono-cido como umbral. En general el mismo se ja en base al ruido de fondo presentecuando el usuario no se encuentra realizando esfuerzo. Se han propuesto mejoras aeste método mediante la introducción de un doble umbral. Esto permite ajustar deforma independiente la probabilidad de falsa alarma", probabilidad de deteccióny la resolución temporal [37].

2.3.2. Control mediante máquinas de estado y control proporcio-nal

Las máquinas de estado nitas (FSM) se componen, tal como lo sugiere sunombre, de una cantidad nita de posibles estados y de transiciones de estado. Sussalidas son también una cantidad nita de comandos predenidos. En su aplicaciónal control de prótesis mioeléctricas, los estados suelen representar comandos demovimiento de la prótesis. Estas FSM deben ser entrenadas previo a su uso [37].Esta técnica de control es la utilizada en la actualidad por muchas de las prótesiscomerciales más conocidas.

El control proporcional permite variar el ángulo de apertura de la prótesis deforma continua, en contraposición al control de tipo encendido/apagado ya des-cripto. Para ello se utiliza una medida de la intensidad de la señal EMG. Dichaintensidad puede obtenerse mediante el procesamiento de la señal en el dominiodel tiempo o en el dominio de la frecuencia. En el primer caso se debe calcular laamplitud de la señal en el tiempo usando cuanticadores como la Raíz CuadráticaMedia (RMS), Valor Absoluto Medio (MAV) o la Desviación Estándar (SD). En el

11


caso de trabajar en el dominio de la frecuencia, habitualmente se utiliza el espec-tro de potencia de la señal EMG. Otra opción es realizar el análisis en el dominiofrecuencia-tiempo, empleando como herramienta matemática las Wavelets" [37].

2.3.3. Control mediante reconocimiento de patronesPara el desarrollo de prótesis con varios grados de libertad, no sólo es necesario

medir la intensidad de la señal EMG, sino también identicar cuál de los gradosde libertad es el que desea accionar el usuario. Para esto es necesario una etapade clasicación donde se identique el movimiento deseado. Por ejemplo, en unaprótesis de mano que permita controlar cada dedo de forma individual, la etapade clasicación debería encargarse de identicar cuál es el dedo que desea moverel usuario. Es en esta clasicación del movimiento donde tienen su aplicación lastécnicas de reconocimiento de patrones.

En la actualidad las técnicas de clasicación, basadas en reconocimiento depatrones, más utilizadas son: las Redes Neuronales (NN), Lógica Difusa (FL) y elenfoque probabilístico.

Redes Neuronales (Neural Networks)

Las redes neuronales son las más utilizadas como clasicadores [37]. Estas sebasan en el aprendizaje de nuevas tareas a partir de un conjunto de datos.

Mediante el uso de redes neuronales de tipo Perceptrones Multipcapa (MLP),se han logrado clasicar hasta cuatro tipos de movimientos con una tasa de errorde clasicación del 10% [37].

Lógica Difusa (Fuzzy Logic)

Esta técnica de clasicación permite lidiar con datos contradictorios y descubrirpatrones que no son fáciles de encontrar con otros métodos de clasicación. Permiteademás incorporar información proveniente de experiencia previa de expertos [37].

Enfoque probabilistico

Dado que las señales EMG son estocásticas, un enfoque de clasicación basadoen la probabilidad podría superar a los demás.

Para esto se suelen utilizar modelos de tipo: Mixto Gaussiano (GMM) o de tipoMarkov Oculto (HMM). En particular el modelo HMM provee buena exactitud ybajo costo computacional. Ambos implican trabajar con densidades de probabilidadcuyos parámetros se estiman a partir de los datos disponibles.

Contrario al caso de las técnicas anteriores, donde previo a su uso se debecuanticar la amplitud o potencia de la señal EMG, en el enfoque probabilístico esposible utilizar directamente los datos crudos"de la señal EMG.

Con este enfoque se han obtenido tasas de clasicación del orden de 96% [37].

12

2.4. Tipos de electrodos

2.4. Tipos de electrodosLas señales EMG pueden obtenerse mediante el uso de electrodos superciales.

Este tipo de electromiograa se conoce como electromiograa supercial (sEMG).Si bien posee la importante ventaja de ser no invasiva, presenta como inconvenienteque la señal sEMG se ve afectada por distintos factores. Ruido e interferencia,características de la piel (por ejemplo, sudoración), variaciones en la posición delos electrodos respecto al músculo considerado, así como cambios en la distanciaentre electrodos, son algunas de las causas que pueden alterar la señal sEMG.

Esta desventaja se puede evitar empleando electrodos de aguja que si bienson invasivos permiten una selección más precisa de la señal ha adquirir. Otraalternativa son los electrodos implantables, colocados de forma permanente pordebajo de la piel del usuario. En este tipo de electrodos se debe utilizar sistemasde comunicación inalámbrica para obtener la señal de interés.

Una opción distinta para la adquisición de la señal deseada es obtener la infor-mación directamente desde los nervios asociados al miembro amputado o de lugaresadyacentes a estos. Esta técnica es más compleja dado que se requieren electrodosespeciales colocados en el haz de nervios. A su vez, la intensidad de la señal asíobtenida es del orden de mil veces menos que mediante EMG muscular [59]. Unapotencial ventaja de este procedimiento es que no sólo permitiría obtener la señalpara el control de la prótesis sino también estimular los nervios como forma derealimentación al usuario.

2.5. Músculos utilizados y reinervación puntualEn la anatomía humana, el miembro superior se conoce como cada una de las

extremidades que se jan a la parte superior del tronco. Posee en total 32 huesosy 42 músculos [23], caracterizándose por la movilidad y la capacidad de sujetar ymanipular objetos.

Cuatro segmentos constituyen el miembro superior, estos son: la cintura esca-pular, el brazo, el antebrazo y la mano. Figura 2.5.

La cintura escapular se extiende desde la base del cuello hasta el borde inferiordel músculo pectoral mayor. Fija la articulación glenohumeral al tronco, de maneraque constituye la comunicación entre el miembro superior y el tronco. Está formadapor la escápula (u omoplato) y la clavícula; y se divide en tres regiones: anterior oaxilar, media o deltoidea y posterior o escapular.

El brazo se encuentra entre la cintura escapular y el antebrazo, se articula conla cintura escapular en la escápula y con el antebrazo en el cúbito. El hueso que locompone es el húmero [23].

Los músculos que constituyen el brazo se pueden dividir en dos grupos, losmúsculos anteriores y los posteriores. Dentro del primer grupo se encuentran elBíceps braquial, el Braquial Anterior y el Coracobraquial. En el segundo se tieneel Tríceps braquial que es el músculo extensor del antebrazo.

El bíceps braquial es uno de los músculos considerados habitualmente paraadquirir la señal electromiográca para control de prótesis. Está compuesto en su

13


Figura 2.5: Miembro Superior [39]

parte superior por dos porciones o cabezas, una corta y una larga. De acuerdo a laposición que adopten se determina la acción del músculo. Básicamente la funcióndel bíceps es la de supinación, cuando el antebrazo esta libre; y la de exión delcodo, cuando el antebrazo esta jo.

El antebrazo está limitado por su cara superior con el brazo mediante el codo ypor su cara inferior con la mano mediante la articulación de la muñeca. La regiónmuscular del antebrazo está compuesta por veinte músculos, y se dividen en tresregiones musculares: anterior, postero-externa y posterior.

14

2.5. Músculos utilizados y reinervación puntual

La mano está unida al antebrazo por una unión llamada muñeca (cuyos huesosforman el carpo) y consiste en una palma central (cuyos huesos forman el meta-carpo) de la que surgen cinco dedos (también denominados falanges). Además, lamano está compuesta de varios músculos y ligamentos diferentes que permiten unagran cantidad de movimientos. Es el principal órgano para la manipulación físicadel medio. La punta de los dedos contiene algunas de las zonas con más termina-ciones nerviosas del cuerpo humano. Como en el resto de los órganos pares (ojos,oídos, piernas), cada mano, está controlada por el hemisferio del lado contrario delcuerpo.

De la vascularización del miembro superior se ocupan, principalmente, las ramasde la arteria axilar; sus principales venas son las cefálica, basílica y axilar; y la mayorparte de su inervación está a cargo del plexo braquial. Ver Figura 2.6.

Figura 2.6: Plexo braquial [39]

Los nervios que afectaban los músculos amputados están aún presentes en lapersona. Estos nervios son accionados"por el usuario cuando simula contraer elmúsculo de la extremidad perdida. Todd Kiuken, un investigador del instituto derehabilitación de Chicago, desarrolló un método quirúrgico que permite asignar losnervios del músculo amputado a otros músculos, usualmente los del pecho [12]. Deesta forma, cuando el paciente intenta mover los músculos de su miembro ampu-tado, acciona los nervios residuales y genera una contracción en los pectorales. Esposible entonces, mediante electrodos superciales colocados en el pecho, obtener

15


la señal EMG del movimiento del brazo, logrando un control más natural y demenor desgaste por parte del paciente.

La técnica mencionada se conoce como reinervación puntual"(targeted rein-nervation). En la actualidad se encuentra disponible clínicamente y ha sido imple-mentada en unos 40 pacientes a nivel mundial [59].

2.6. Aceptación de la prótesis por parte del pacienteCiertos factores llevan a que el usuario desista del uso de su prótesis o que no

la utilice con la frecuencia deseada.Desde las prótesis iniciales conformadas por un gancho mecánico a las existentes

en la actualidad, la mejora en la estética ha sido notoria permitiendo reducir elestigma que implica el uso de una prótesis. De todas formas este factor sigue siendorelevante y debe ser tenido en cuenta en el diseño.

El peso excesivo se puede convertir en un verdadero enemigo del uso regularde una prótesis. Este ha disminuído progresivamente gracias a los avances en eldesarrollo de nuevos materiales [45]. Sin embargo, se debe poner especial atenciónen los motores empleados cuyo peso y tamaño puede ser considerable. El tamañode un motor está directamente relacionado con su potencia, existe un compromisoentre lograr una prótesis de tamaño reducido y que a su vez sea capaz de entregaruna potencia tal, que permita al usuario realizar las tareas cotidianas.

La autonomía de la prótesis es un factor signicativo sobre todo para aquellosusuarios que la utilizan varias horas al día. La mejora en la duración de las bate-rías junto con el desarrollo de motores más ecientes, los cuales consumen menosenergía, permite aumentar el tiempo de uso de la prótesis [45]. La creación de me-canismos que permitan cargar la prótesis por su propio movimiento meca«ico, esuna alternativa que podría mejorar la autonomía.

Finalmente, como ya se mencionó, para el adecuado uso de la prótesis mioeléc-trica, se debe tener una instancia previa de entrenamiento cuyo objetivo es que elusuario logre controlar su prótesis con destreza.

2.7. Realimentacion al usuarioLa realimentación, aunque no siempre está presente, tiene el potencial de per-

mitir mejorar la experiencia de uso. El sensado en una prótesis se puede dividir endos grandes categorías:

Realimentación hacia el dispositivo de control

Realimentación hacia el usuario

En 1996, en una encuesta realizada a 2000 amputados de miembro superior, losusuarios de prótesis mioeléctricas reclamaron la necesidad de poder prestar menoratención visual al manipular sus prótesis [59]. El envío de información hacia el

16

2.8. Prótesis disponibles comercialmente

dispositivo, para que éste corrija de forma automática el movimiento, puede serútil para evitar sobrecargar al usuario en el control de la prótesis.

El sensado de la presión que se ejerce sobre un objeto puede evitar que elusuario rompa dicho objeto. De forma similar, el sonido captado por micrófonosincorporados a la prótesis permite detectar si el objeto se está resbalando y evitarque se caiga.

En cuanto a la realimentación directa hacia el usuario, la más sencilla de imple-mentar es la de alto nivel. Esta consiste en realimentación de tipo visual o auditiva.Por ejemplo con diodos LEDs o zumbadores (Buzzers).

Un gran desao en el desarrollo de una prótesis es lograr replicar las sensacionesnaturales de la mano del usuario. La técnica de reinervación puntual, mencionadaanteriormente, tiene como potencial aplicación el proveer realimentación sensorialcutánea (a nivel de piel) desde la prótesis al usuario. En este sentido, se ha compro-bado que pacientes reinervados han logrado percibir estímulos que eran realizadosen el área reinervada, como si estos estuviesen siendo realizados en su miembroamputado [59].

2.8. Prótesis disponibles comercialmenteResulta necesario distinguir las prótesis disponibles para uso clínico o comercial

de los desarrollos a nivel de laboratorio. Como se mencionó anteriormente, si biena nivel de laboratorio se han logrado avances en el procesamiento de la señal EMG,principalmente en base a técnicas de reconocimiento de patrones, no se han reejadoen prótesis de uso comercial. Por lo tanto, las existentes en el mercado son en generalde pocos grados de libertad y se basan en algoritmos de control y procesamientode señales que datan de varias décadas.

En los últimos años, ha habido un aumento en el desarrollo de prótesis de manoy muñeca con mayores funciones. Sin embargo, se está lejos aún de lograr el controlsimultáneo de varios movimientos y de disminuir la atención visual necesaria parael control satisfactorio de la prótesis [59].

De todas formas, hoy en día se encuentran disponibles algunos modelos deprótesis que incorporan muchos de los avances logrados en los últimos años. Laprótesis más sosticada actualmente disponible comercialmente, provee 3 gradosde libertad: mover el codo, rotar la muñeca y abrir y cerrar una pinza [12]. Estose debe comparar con los 25 grados de libertad que posee el miembro superior.Además se debe tener en cuenta que las prótesis, aún cuando tengan más de dosgrados de libertad, no permiten realizar todos los movimientos posibles al mismotiempo.

Las implementaciones comerciales más conocidas son: la Utah Arm-Elbow [17],LTI Boston Arm [34] y la Otto Bock Arm-Elbow [11]. El Brazo de Utah fue desarro-llado en la universidad de Utah por el Centro de Diseño de Ingeniería y su primeraversión comercial data del año 1981. En 1987 la compañía Motion Control lanzó lasegunda versión del brazo, y en 2004 una tercera la cual introdujo el uso de micro-controladores y provee un movimiento continuo del codo, mano y muñeca. Si bienla versión admite más de dos grados de libertad, sólo dos movimientos pueden ser

17


realizados simultáneamente. La empresa alemana Otto Bock ha desarrollado unaprótesis de mano que puede ser acoplada a prótesis de brazo como la de Utah o laLTI de Boston. Ver Figura 2.7. Esta tiene un peso de medio kilo y puede ejerceruna fuerza de hasta 140N.

Figura 2.7: Prótesis de mano de la empresa Otto Bock [12]

A estas prótesis con muchos años en el mercado y varios prototipos lanzados,se suman recientemente otros desarrollos como el de la empresa Bebionic con sumodelo bebionic3 [9] y Touch Bionics con su modelo i-limb [10] el cual se muestraen la Figura 2.8.

Figura 2.8: Prótesis i-limb ultra de Touch Bionics [10]

Desde el año 2005, el gobierno de los EEUU, a través de la Agencia de In-vestigación en Proyectos Avanzados de Defensa (DARPA por sus siglas en inglés)estableció el nanciamiento de un proyecto denominado Revolutionizing Prosthe-tics"(revolucionando las prótesis) [19]. Este proyecto, realizado en conjunto con laempresa DEKA y con la Universidad Johns Hopkins, aportó la creación de dos pró-

18

2.8. Prótesis disponibles comercialmente

tesis de miembro superior y de la técnica de reinervasión descripta anteriormente;esta última en conjunto con el Instituto de Rehabilitación de Chicago.

En particular, Luke Arm", desarrollada bajo el proyecto DARPA y por laempresa DEKA, es una de las prótesis más avanzadas que han surgido [44]. Sibien aún no se encuentra en el mercado, en el año 2014 fue aprobada para su usocomercial. El costo del desarrollo de esta prótesis a lo largo de 8 años ha sido deunos 40 millones de dolares [8].

19

Capítulo 3

Señal mioeléctrica

3.1. IntroducciónLa señal mioeléctrica representa la actividad eléctrica resultante de la excita-

bilidad de las bras musculares, debido a la contracción muscular.La amplitud de dicha señal varía desde los µV hasta valores del orden de los

10mV. En la Figura 3.1 se muestra una señal electromiográca (EMG) típica.

Figura 3.1: Señal EMG registrada con electrodos de Ag/AgCl del músculo bíceps durante doscontracciones breves [51]

Para comprender las características de la señal electromiográca es necesarioconocer cómo se origina, los procesos químicos asociados a su generación así comola composición de dicha señal.

Capítulo 3. Señal mioeléctrica

3.2. OrigenLa unidad funcional más pequeña para describir el control neural del proceso de

contracción muscular se llama unidad motora. Una unidad motora esta constituidapor el cuerpo de una célula nerviosa, ubicado en el asta anterior de la sustanciagris de la médula espinal, más el largo del axón junto con sus ramas terminales ytodas las bras musculares inervadas.

La terminación del axón de la bra nerviosa dene una zona conocida comoendplate"(uniones neuromusculares), por lo general, aunque no siempre, ubicadacerca de la mitad de las bras musculares.

La descripción mencionada se muestra en la Figura 3.2.

Figura 3.2: Unidad motora [35]

La bra muscular (o célula muscular) es la unidad estructural de los músculosesqueléticos. Su denominación de bra se debe a su forma elongada semejante aun hilo muy no cuya longitud puede variar desde unos pocos milímetros a treintacentímetros; y cuyo diámetro va de 10 a 100 µm aproximadamente.

Durante la contracción, las bras musculares se acortan alrededor del 57% de sulongitud en reposo. Probablemente nunca se contraen individualmente, en cambio,sí lo hacen en pequeños grupos.

Un impulso descendente en la motoneurona hace que todas las bras muscularesde la unidad motora se contraigan casi simultáneamente. La falta de sincroniza-ción en el tiempo de activación de las diferentes bras musculares, de la mismaunidad motora, es originada por dos fuentes. El retardo variable introducido porla longitud y el diámetro de las ramas de los axones individuales que inervan cadabra muscular. Este retardo es distinto y jo para cada bra. La otra causa de

22

3.3. Generación

disparidad, es el retardo generado por la descarga aleatoria de paquetes de acetil-colina liberada en cada unión neuromuscular. Debido a las características de esteproceso, la excitación de cada célula muscular de una unidad motora resulta unafunción aleatoria en el tiempo. Dicha excitación aparece como una uctuación defase cuando se monitorean las descargas eléctricas de cada bra [35].

El número de bras musculares en una unidad motora es muy variable, se hallegado a establecer que los músculos destinados a controlar movimientos nos y deajuste son los que poseen menos cantidad de bras por unidad motora, mientrasque los músculos de los miembros tienen unidades motoras más grandes.

Las bras musculares varían ampliamente en sus propiedades siológicas y bio-químicas. Sin embargo, las pertenecientes a una misma unidad motora muestranuna notable homogeneidad. Se han clasicado en distintas clases. Un criterio se basaen su apariencia, y se distinguen bras rojas y bras blancas (la coloración se debea qué tanta cantidad de sangre les llega). Numerosas investigaciones han demos-trado que, cuando se estimula la motoneurona de una unidad motora que consisteen bras de color rojo, la fuerza de contracción resultante tiene un crecimiento máslento y duradero que la contracción al estimular una unidad motora compuesta debras blancas. Por lo tanto, se tiene una situación en la que las bras rojas sonde contracción lenta y las bras blancas son de contracción rápida [35]. Dentro deun músculo suelen existir bras de ambos tipos. Las bras rojas predominan enmúsculos posturales ( del tronco ), cuya actividad es continua; mientras que lasbras blancas predominan en músculos relacionados con el movimiento (músculosde las extremidades) que requieren contraerse con mayor rapidez.

3.3. GeneraciónLa excitabilidad de las bras musculares a través del control neural representa

un factor vital en la siología del músculo. Este fenómeno puede explicarse por unmodelo de membrana semi-permeable que describe las propiedades eléctricas delsarcolema (membrana citoplasmática de las células musculares).

El movimiento de iones es el responsable de generar los cambios de potencialobservados en las membranas biológicas.

La distribución iónica no es simétrica a ambos lados de la membrana, esta-bleciéndose gradientes de concentración. Los mismos, junto con la diferencia depotencial entre los espacios intracelular y extracelular determinan la magnitud ysentido del ujo iónico.

Procesos metabólicos celulares mantienen estas diferencias de concentración aexpensas de mecanismos de transporte activo, como la bomba Na/K que hidrolizauna célula de ATP 1 por cada ciclo de transporte [16].

Especícamente, una diferencia iónica entre los espacios interior y exterior deuna célula muscular genera, cuando no hay contracción, un potencial de reposoen la membrana de la bra de aproximadamente -80 a -90 mV. Esta diferencia de

1Trifosfato de Adenosina

23


potencial que se mantiene, como ya se mencionó, por la bomba de iones, resulta enuna carga intracelular negativa comparada con la supercie externa.

La activación de una célula del asta anterior (inducida por el sistema nerviosocentral o reejo) provoca la conducción de la excitación a lo largo de la branerviosa.

Después de la liberación de sustancias transmisoras en las ramas terminales dela unidad motora, se genera un potencial en la bra muscular inervada por estaunidad. Las características de difusión de la membrana son brevemente modicadasy uyen iones Na+. Esto causa una despolarización de la membrana que se restaurainmediatamente por el intercambio de iones hacia el espacio extracelular, debidoa la activación del mecanismo de bomba de iones. Restauración conocida comorepolarización [32]. El intercambio iónico descripto se muestra en la Figura 3.3.

Figura 3.3: Esquema del ciclo despolarización-polarización en la excitabilidad de la membranamuscular [32]

Al excederse un determinado umbral de Na+ la despolarización provoca unpotencial de acción para cambiar rápidamente de -80 mV a +30 mV. Es una ráfagaeléctrica que inmediatamente es restaurada por la repolarización y seguida por unperíodo de hiperpolarización de la membrana. Ver Figura 3.4.

A partir de las terminaciones nerviosas de la unidad motora el potencial deacción se propaga a lo largo de la bra muscular en ambas direcciones y dentro dela misma a través de un sistema tubular. Esta excitación conduce a la liberaciónde iones calcio en el espacio intra-celular. Procesos químicos asociados, nalmenteproducen un acortamiento de los elementos contráctiles de la célula muscular.

Este modelo que vincula la excitación y la contracción muestra una alta corre-lación (aunque pueden existir excitaciones débiles que no den lugar a una). Desdeun punto de vista práctico, se puede suponer que en un músculo sano cualquiercontracción muscular está acompañada por los mencionados mecanismos.

La amplitud del potencial de acción, en el tejido muscular humano, dependede: el diámetro de la bra muscular, la distancia entre la bra activa y la zona

24

3.4. Composición

Figura 3.4: Potencial de acción [32]

de detección, y de las propiedades de ltrado del electrodo. Dicha amplitud seincrementa como V = ka1,7, siendo a el radio de la bra muscular y k unaconstante, mientras que disminuye inversamente proporcional a la distancia entre labra activa y la zona de detección (aproximadamente). Las propiedades de ltradodel electrodo son función del tamaño de la supercie de detección, de la distanciaentre los contactos, y de las propiedades químicas de la interfase metal-electrolito[35].2

La duración del potencial de acción es inversamente proporcional a la velocidadde conducción de la bra muscular la cual varía de 3 a 6 m/s.

El tiempo relativo de iniciación de cada potencial de acción es directamenteproporcional a la diferencia entre, la longitud de las ramas del nervio y la distanciaque la despolarización debe recorrer a lo largo de las bras musculares, antes deentrar a la zona de detección del electrodo. Además este tiempo es inversamenteproporcional a la velocidad de conducción de la rama del nervio y de la célulamuscular.

El retardo causado por la propagación a lo largo de las bras musculares, es deun orden de magnitud mayor que el causado por la rama nerviosa. Esto es debidoa que la velocidad de conducción nerviosa es mayor, varía de 50 a 90 m/s [35].

En resumen, la señal EMG se basa en los potenciales de acción en la mem-brana de la bra muscular, producto de la despolarización y de los procesos derepolarización.

3.4. ComposiciónHasta el momento, los potenciales de acción de la bra muscular se han con-

siderado como eventos individuales distinguibles. Sin embargo, dado que las des-

2Más detalles sobre la interfase electrodo-electrolito se pueden encontrar en el capítulo

4 del presente trabajo.

25


polarizaciones de las bras de una unidad motora se superponen en el tiempo, laseñal presente en la zona de detección (bajo los electrodos) será la superposiciónespacial-temporal de las contribuciones de los potenciales de acción individuales.La señal obtenida se denomina potencial de acción de la unidad motora (MUAP).

La forma y la amplitud del MUAP depende de la disposición geométrica de lasbras activas respecto a la zona de detección de los electrodos, así como del restode los factores mencionados anteriormente que afectan a los potenciales de acción.

Con el objetivo de mantener una contracción muscular, las unidades motorasse deben activar repetidamente. La secuencia de MUAPs se denomina trenes depotencial de acción de unidades motoras"(MUAPT).

La forma de onda de los MUAPs incluidos en un tren permanecerá constante sila relación geométrica entre el electrodo y las bras musculares activas se mantieneigual, si las propiedades del electrodo no cambian, y si no hay alteraciones bioquí-micas signicativas en el músculo, que puedan afectar la velocidad de conducciónde la bra y las propiedades de ltrado.

Las bras musculares de una unidad motora están distribuidas al azar a lolargo de una subsección del músculo y se entremezclan con las bras pertenecientesa diferentes unidades motoras. La evidencia de esta disposición anatómica muestraque cualquier porción del músculo puede contener bras pertenecientes a 20 o másunidades motoras (hasta 50) [35].

Por lo tanto, se observa un solo MUAPT cuando únicamente las bras de unasola unidad motora están activas en la proximidad del electrodo. Tal situación seproduce sólo durante una contracción muscular muy débil.

Al aumentar la fuerza del músculo, otras unidades motoras quedan activas en lacercanía del electrodo y varios MUAPTs serán detectados simultáneamente, inclusopara electrodos altamente selectivos que detectan los potenciales de acción de lasbras musculares individuales.

Dicha superposición eléctrica se observa como una señal bipolar con distribu-ciones simétricas de amplitudes positivas y negativas (valor medio igual a cero).

En conclusión, la señal EMG surge de la superposición de MUAPT tal comose muestra en la Figura 3.5.

En el capítulo siguiente se detallan los conceptos que permiten comprender laobtención de la señal EMG mencionada. En particular, aquellos vinculados a loselectrodos superciales y las recomendaciones sobre su utilización para lograr laadquisición.

26

3.4. Composición

Figura 3.5: Superposición de MUAPT [32]

27

Capítulo 4

Adquisición de la señal EMG

4.1. IntroducciónLa importancia de conocer la señal proveniente de los músculos se reeja en las

diversas aplicaciones basadas en su adquisición. Además de para estudios siológi-cos y biomecánicos básicos, la adquisición de la señal EMG es una herramienta vitalpara investigación, en áreas como sioterapia, rehabilitación, ciencias del deporte,así como en el control de prótesis para pacientes con amputación de miembros.

En este último caso, la adquisición y el registro de la señal permite al paciente,identicar el músculo que utilizará para controlar la prótesis y entrenarlo para quedicho control sea eciente.

Para detectar y adquirir la señal mioeléctrica de un músculo especíco se em-plean sensores denominados electrodos.

4.2. ElectrodosLos electrodos se encargan de transformar las corrientes iónicas presentes en el

cuerpo humano en corriente eléctrica.

Están formados por una supercie metálica y un electrolito 1 en contacto conla piel, por lo cual, existen dos transiciones en el camino de la señal bioeléctricadesde el interior del cuerpo al sistema de medida. Una corresponde al contactoentre la piel y el electrolito, otra al contacto entre el electrolito y la parte metálicadel electrodo.

La presencia de estas interfases provoca un intercambio iónico con la consi-guiente aparición de una diferencia de potencial. A continuación se describen losconceptos involucrados en las interfases antes mencionadas.

1Cualquier sustancia que contiene iones libres y se comporta como un medio conductor

eléctrico

Capítulo 4. Adquisición de la señal EMG

4.2.1. Interfase electrodo-electrolitoPara comprender el pasaje de corriente eléctrica desde el cuerpo al electrodo,

es necesario el análisis de la interfase electrodo-electrolito mostrada en la Figura4.1.

El electrodo consiste en átomos metálicos C, y el electrolito es una soluciónacuosa que contiene cationes del metal del electrodo, denominados C+, y anionesdenominados A−. Este es el caso, por ejemplo, de los electrodos del tipo Ag/Ag-Cl.

Figura 4.1: Interfase electrodo-electrolito [29]

La corriente neta que atraviesa la interfase, está compuesta por:

electrones moviéndose con dirección opuesta a la corriente I en el electrodo.

cationes moviéndose en la misma dirección de I.

aniones moviéndose en dirección opuesta a la corriente en el electrolito.

Dado que no hay electrones libres en el electrolito y no hay cationes o anioneslibres en el electrodo, para que la carga cruce la interfase lo que ocurre son reaccio-nes químicas que permiten la transferencia de portadores [29]. Éstas reacciones sondel tipo óxido-reducción y en general se representan por las siguientes ecuaciones:

C Cn+ + ne− (4.1)

Am− A+me− (4.2)

siendo n y m los números de valencia de C y A respectivamente.El material en el electrodo puede oxidarse para formar un catión y uno o más

electrones libres. El catión se descarga en el electrolito, los electrones permanecencomo portadores de carga en el electrodo. Esto se representa en (4.1) de izquierdaa derecha.

30

4.2. Electrodos

A su vez, un anión de la interfase se puede oxidar a un átomo neutro, emitiendouno o más electrones libres para el electrodo tal como se muestra en la reacción(4.2), de izquierda a derecha.

La reducción se reeja en las ecuaciones, yendo de derecha a izquierda.

Como resultado de dichas reacciones químicas, surge una distribución de cargaen la supercie de contacto electrodo-electrolito dando lugar a lo que se denominapotencial de media celda, ó potencial de media celda en equilibrio cuando noexiste ujo de corriente a través de la interfase [29].

Si la tasa de reacción de oxidación es igual a la tasa de reducción, la transfe-rencia neta de carga a través de la interfase es nula. Cuando el ujo de corriente esdesde el electrodo a electrolito, tal como se indica en la Figura 4.1, las reacciones deoxidación dominan. Cuando la corriente es en dirección opuesta, las que prevalecenson las reacciones de reducción.

En el caso que sí hay ujo de corriente, el potencial de media celda varíaproduciéndose la polarización del electrodo. La diferencia entre el potencial demedia celda observado y el potencial de media celda en equilibrio es conocido comosobrepotencial. Dicho sobrepotencial tiene tres componentes:

1. Potencial ohmico: cuando dos electrodos están sumergidos en un electrolito,la corriente que circula a través de ellos presenta una caída de voltaje debido ala resistencia del electrolito. Dicha resistencia a su vez puede variar en funciónde la corriente que circula entre los electrodos, siendo la relación V − I nonecesariamente lineal. Este caso se da, en particular, para los electrolitos conbaja concentración de iones.

2. Potencial de concentración: resulta de cambios en la distribución de iones enel electrolito en la proximidad a la interfase. Estas variaciones ocurren al per-derse el equilibrio electroquímico en la interfase, al establecerse una corriente.Este potencial puede variar por: uctuaciones de temperatura, acumulaciónde sudor, cambios en la concentración del electrolito (pasta o gel), movimien-to relativo del metal respecto de la piel, y por la cantidad de corriente queuye en el electrodo.

3. Potencial de activación: las reacciones de oxidación-reducción no son entera-mente reversibles. Cuando el átomo de metal se oxida para formar iones debesuperar una barrera energética, esa energía de activación gobierna la cinéticade la reacción. La reacción inversa de reducción también involucra una ener-gía de activación, pero no necesariamente es la misma. Cuando una corrientecircula la diferencia de energía aparece como una diferencia de potencial enla interfase electrodo-electrolito, llamada potencial de activación.

Los tres mecanismos de polarización son aditivos, siendo el sobrepotencial netode un electrodo la suma del potencial ohmico, el potencial de concentración y elpotencial de activación descriptos [29].

31


Dependiendo de lo que ocurre cuando una corriente circula a través de la in-terfase electrodo-electrolito, existen teóricamente dos tipos de electrodos, los per-fectamente polarizables y los perfectamente no polarizables.

En los perfectamente polarizables no hay carga cruzando la interfase cuandola corriente es aplicada. Sí existe corriente en la interfase pero es una corriente dedesplazamiento y el electrodo se comportan como un capacitor.

Por su parte, los perfectamente no polarizables son aquellos en los que cruzanlibremente cargas entre la interfase electrodo-electrolito cuando una corriente esaplicada, no requiriendo energía para la transición. En estos no existiría sobrepo-tencial.

No es posible fabricar ninguno de los dos tipos, sin embargo, algunos electrodospueden acercarse considerablemente a presentar estas características. Los electrodosfabricados con metales nobles, como el platino, tienen un fuerte comportamientocapacitivo y los electrodos de Ag/Ag-Cl poseen características muy similares a losperfectamente no polarizables.

Distintos diseños se han implementado para intentar estabilizar el potencial depolarización. Hay que destacar que dicho potencial presenta tanto componente DC,como AC.

La componente AC se reduce en gran medida, agregando una interfase de in-tercambio de cloruro en el metal del electrodo, tal disposición se encuentra en loselectrodos de Ag/Ag-Cl ampliamente utilizados y disponibles comercialmente.

Esta clase de electrodos son muy populares en electromiografía debido a su masaligera (250 mg), pequeño tamaño (diámetro 11 mm), alta abilidad y durabilidad.La disminución del potencial de polarización asociado a este tipo de electrodos essu mayor benecio.

La componente DC del potencial de polarización es anulado por medios elec-trónicos cuando se emplean los electrodos en conguración bipolar.

Modelo eléctrico de la interfase electrodo-electrolito

A priori la situación podría ser modelada como resistencias y capacitancias enserie. La presencia de capacitancias se debe a que el potencial de media celda es elresultado de la distribución de cargas iónicas en la interfase electrodo-electrolito,considerada como una doble capa de carga. De ahí la reactancia capacitiva vistapara electrodos reales.

Dicho modelo implicaría una impedancia yendo a innito mientras la frecuenciase acerca a DC, es decir, a frecuencias bajas.

Para evitar este inconveniente se considera un circuito RC paralelo, en lugarde en serie, que a muy bajas frecuencias tenga una impedancia resistiva pura.

Combinando esta conguración con una fuente de voltaje, Ehc, que representeel potencial de media celda y con una resistencia en serie, Rs, que modele los efectosde la interfase y la resistencia del electrolito, se obtiene el circuito equivalente delelectrodo en contacto con el electrolito, tal como se muestra en la Figura 4.2.

En dicha conguración entonces, Cd representa la capacitancia que atraviesa ladoble capa de carga en la interface electrodo-electrolito, mientras que la resistencia

32

4.2. Electrodos

Figura 4.2: Modelo eléctrico de la interfase electrodo-electrolito [29]

Rd en paralelo la resistencia de fuga a través de la doble capa. Dependen de ladensidad de corriente y de la frecuencia.

A frecuencias más altas donde 1wCd Rd, la impedancia es constante igual a

Rs. A bajas frecuencias donde 1wCd Rd, la impedancia es también constante pero

su valor es mayor, siendo Rs +Rd.Para el resto de los casos, es decir, para frecuencias intermedias la impedancia

del electrodo decrece con la frecuencia tal como se muestra en la Figura 4.3.

Figura 4.3: Curva experimental de la magnitud de la impedancia en función de la frecuenciapara los electrodos [29]

Todos los componentes de este modelo poseen valores determinados por el ma-terial del electrodo, su geometría, y en menor medida por el material del electrolitoy su concentración.

33


4.2.2. Interfase electrolito-pielCuando se coloca un electrodo en la piel generalmente se emplea, para man-

tener un buen contacto, un electrolito en forma de gel conductor, transparente,conteniendo cloro como principal anión.

La interface electrolito-piel exhibe características diferentes a la electrodo-electrolito,muchas de ellas en relación a la anatomía de la piel.

Un corte transversal de la misma muestra tres capas: epidermis, dermis y sub-cutánea, correspondientes a capa externa, media e interna respectivamente.

La epidermis juega el papel más importante en la interface electrolito-piel yconsta a su vez de tres capas. En su capa interna, se generan las células jóvenesy estas se desplazan hacia la supercie perdiendo vitalidad, de forma tal que sucapa externa, denominada estrato córneo, es un mosaico de células muertas concaracterísticas eléctricas diferentes al tejido vivo. La epidermis resulta entoncesuna capa de la piel en constante cambio [29].

Modelo eléctrico de la interfase electrolito-piel

El modelo eléctrico de un electrodo y la piel a través del gel electrolítico, juntoal modelo visto anteriormente para la interfase metal-electrolito, se muestra en laFigura 4.4.

Figura 4.4: Circuito eléctrico equivalente del electrodo sobre la piel [29].

34

4.3. Electrodos para EMG

La resistencia serie RS representa la resistencia efectiva asociada a los efectosdel electrolito entre el electrodo y la piel. ESC es la diferencia de potencial resultantede la diferencia de concentración de iones a ambos lados del estrato córneo, quefunciona como una membrana semipermeable.

La capa epidérmica tiene una impedancia eléctrica que se comporta como uncircuito RC paralelo. La dermis y el tejido subcutáneo lo hacen como una resistenciapura Ru, generando potenciales despreciables.

Si el efecto del estrato córneo es reducido el electrodo resulta más estable. Sepuede lograr removiendo las células muertas debajo del electrodo, para lo cualexisten diferentes métodos como frotar vigorosamente la zona con acetona u otrosprocedimientos que impliquen la abrasión de la piel de dicha zona. Como con-secuencia se logra cortocircuitar ESC , Rs y Ce mejorando la estabilidad de laseñal.

El circuito mostrado en líneas punteadas en la Figura 4.4, corresponde a lacontribución de las glándulas sudoríparas y de los conductos de sudor.

El uido segregado por dichas glándulas contiene iones Na+, K+ y Cl−, con-centraciones que dieren de la extracelular, generando una diferencia de potencialentre el lumen 2 del conducto de sudor y la capa dermis y la subcutánea. Siendoeste potencial Ep.

Por otra parte, el paralelo de Rp y Cp representa la pared de las glándulassudoríparas y el conducto. Dichos aportes normalmente se desprecian en lo quereere a electromiografía, pero tienen un peso importante en otras técnicas como,medida de la actividad electrodermal ó respuesta galvánica de la piel.


Los electrodos más utilizados con el n de obtener señales electromiográcas,son los de supercie o los intramusculares.

Los electrodos de supercie son preferibles por ser cómodos de usar. La simpli-cidad y la rapidez con la que se aplican a la piel lleva a que sean la opción elegidapara aplicaciones en entornos clínicos y prótesis mioeléctricas controladas.

Las desventajas de este tipo de electrodos son que se pueden usar ecazmen-te sólo con músculos superciales y que presentan dicultad al detectar señalesde forma selectiva en músculos pequeños, ya que la detección de las señales dediafonía"de otros músculos adyacentes se convierte en un problema.

Los electrodos comercializados pueden ser desechables y su diámetro varía de2 a 10 mm para la parte activa del electrodo. Como se mencionó anteriormente losdel tipo de Ag/Ag-Cl con pasta de cloruro se utilizan invariablemente debido a suspropiedades de estabilidad y reducción del ruido [18].

2 Espacio interior de una estructura tubular

35


4.3.1. Configuración del electrodoLa actividad eléctrica de un músculo puede ser adquirida mediante la colocación

de un electrodo en la zona de interés, y midiendo el potencial eléctrico respectoa un electrodo de referencia ubicado en un ambiente eléctricamente silencioso", oque contiene señales eléctricas no relacionadas con la que se desea detectar [35]. Esdecir, que las dos señales tengan asociación siológica y anatómica mínima.

Dicha conguración se denomina monopolar. Su desventaja: que se detectarántodas las señales eléctricas existentes en la proximidad de la supercie de detec-ción, incluyendo aquellas no deseadas procedentes de fuentes distintas al músculoinvestigado.

La limitación antes mencionada se supera con la conguración conocida comobipolar. En este caso, dos electrodos se disponen detectando así dos potencialesen el tejido muscular, cada uno respecto al electrodo de referencia. Ambas señalesingresan a un amplicador diferencial el cual amplica la diferencia entre ellas,eliminando cualquier componente de "modo común".

Las señales provenientes del tejido muscular serán distintas en cada electrododebido a los eventos electroquímicos localizados, producidos en las bras muscula-res.

Las señales de ruido AC originadas en fuentes más distantes, tales como los50 ó 60 Hz de las señales electromagnéticas, irradiadas por cables de alimentación,tomacorrientes y dispositivos eléctricos; así como las señales de ruido DC debidoa la polarización del potencial en la interfase metal-electrolito, se detectarán conuna amplitud esencialmente similar en ambos electrodos. Por lo tanto,en el casoideal, al restarse se anularán [35].

La medida de la capacidad del amplicador diferencial para eliminar la señalde modo común se llama relación de rechazo en modo común.

4.3.2. Ubicación y colocaciónLa amplitud y el ancho de banda de la señal EMG no están determinados

únicamente por causas electrosiológicas y sus distancias a los electrodos. Tambiénpor los tipos y tamaños de los electrodos empleados y por el espaciamiento entreellos, lo que determina el volumen de registro o recepción del tejido, resultando lasdistancias más pequeñas en registros más selectivos [18].

La orientación de los electrodos superciales, en referencia al músculo que seestá estudiando, es otro factor importante para determinar las características de laseñal adquirida.

Con el objetivo de normalizar los factores antes mencionados, y así mismo, todolo referido a la técnica de electromiografía supercial (EMGS), surge el proyectoSENIAM (Surface ElectroMyoGraphy for the Non-Invasive Assessment of Mus-cles) [48]. Si bien dicha técnica es popular y usada en variadas aplicaciones, noes empleada de forma estándar. La mayoría de los avances se han dado en gruposconcretos de cientícos alrededor del mundo cuya metodología suele ser muy dis-tinta. La variedad en los procedimientos diculta el uso generalizado de la técnica,por tanto, resulta esencial la normalización.

36


Tamaño de los electrodos

La SENIAM dene el tamaño del electrodo para EMG como el tamaño de suzona conductora. En la práctica, varía de 1mm2 a unos pocos cm2.

Para los sensores bipolares, el tamaño de los electrodos debe ser lo suciente-mente grande como para ser capaz de detectar un número razonable de unidadesmotoras, pero lo sucientemente pequeño para evitar la diafonía de otros músculos.

La recomendación es que, como máximo mida 10mm en el sentido de las -bras musculares. La preferencia a nivel europeo ha sido optar, generalmente, porelectrodos circulares con este diámetro.

Como ya se mencionó, este parámetro inuye directamente en la señal EMGadquirida. Un aumento del tamaño en la dirección de las bras, incrementa suamplitud, así como disminuye los contenidos de alta frecuencia, por esta razón sehabla del efecto integrador"de dicho aumento sobre la señal EMG. Por otra parte,aún no hay datos cuantitativos sobre los efectos de variar el tamaño en direcciónperpendicular a las bras [48].

Distancia entre electrodos

La normativa dene la distancia entre electrodos como la distancia entre cen-tros de las áreas de conductividad de los electrodos y con respecto a este punto,la normativa recomienda que:

Los electrodos bipolares para EMG tengan una distancia entre electrodosde entre 20mm y 30mm.

Cuando los electrodos bipolares están siendo aplicados sobre músculos rela-tivamente pequeños, la distancia entre electrodos no debe superar 1/4 de lalongitud de la bra muscular. De esta forma se evitan los efectos debido atendones y terminaciones de las bras musculares."

Posición de los electrodos

Como se vió, la señal electromiográca reeja la actividad eléctrica en losmúsculos durante una contracción, sin embargo, esta señal está altamente rela-cionada con la posición del electrodo respecto al músculo de interés.

Para determinar la ubicación de los electrodos se sugiere emplear la normativacorrespondiente, donde se encuentran recomendaciones para 30 músculos individua-les. El objetivo al colocar los electrodos es conseguir una ubicación estable dondese pueda obtener una señal EMG de calidad.

Se pueden ubicar sobre la supercie de la piel de manera longitudinal, o trans-versal [48]:

Longitudinal: ubicar el electrodo bipolar en la zona media del músculo, estoes, entre la terminación de la neurona motora que envía el impulso eléctrico(aproximadamente línea media del músculo) y el tendón distal.

37


Transversal: ubicar el electrodo bipolar sobre la zona media del músculo, detal forma que la línea que une los electrodos, sea paralela al eje longitudinaldel músculo.

Como caso particular, por ser el músculo considerado para controlar el movi-miento de la mano, se detallan las recomendaciones realizadas por SENIAM parael bíceps braquial, en la Tabla 4.1.

Nombre del músculo Bíceps braquialPostura inicial Sentado en una silla con el codo exionado en

ángulo recto y la cara dorsal del antebrazo enuna posición hacia abajo horizontal

Tamaño del electrodo Tamaño máximo en la dirección de las brasmusculares: 10 mm

Distancia entre electrodos 20mmLocalización Los electrodos deben ser colocados en la línea

entre el acromion y la fosa cubital del codo, aun tercio desde la fosa

Orientación En la dirección de la línea entre el acromion yla fosa cubital

Electrodo de referencia Alrededor de la muñeca

Tabla 4.1: Posición electrodos

4.3.3. Consideraciones prácticasPor lo mencionado en el presente capítulo, se puede ver cómo todo el procedi-

miento de adquisición de una señal EMG, consiste en una concatenación de procesosde ltrado, cada uno de los cuales modica, en algún aspecto, las característicasde amplitud y de frecuencia de la señal.

Es importante recordar que las características de la señal EMG dependen de lacorriente eléctrica generada en la membrana de las bras musculares, así como delequipamiento empleado.

Para poder observar la señal es necesario amplicarla. Con el n de descri-bir este proceso, se deben tener en consideración ciertos conceptos tales como:características de ruido, relación señal-ruido, ganancia, relación de rechazo de mo-do común, ancho de banda,impedancia de entrada y corriente de polarización deentrada.

Por supuesto, es conveniente detectar y registrar la señal EMG con la mínimadistorsión posible y baja contaminación.

A continuación se resumen ciertas consideraciones prácticas mencionadas enMuscles Alive [35], para llevar a cabo la adquisición de la señal EMG.

El tejido como ltro

38


1. La tensión disminuye rápidamente con la distancia, por lo tanto, loselectrodos sólo detectan señales de las bras musculares cercanas. Laamplitud de los potenciales de acción disminuye 25 % cada 100µm.

2. El tejido se comporta como un ltro pasa bajo cuyo ancho de banda yganancia disminuyen a medida que aumenta la distancia entre las brasmusculares activas y la supercie de detección del electrodo. En el casode electrodos superciales, el espesor de los tejidos grasos y de la pieldebe ser considerado.

3. El tejido muscular es altamente anisotrópico (las características varíansegún la dirección que se considere). Por lo tanto, la orientación de loselectrodos respecto a la longitud de las bras musculares es crítica.

Interfase electrodo-electrolito

1. Esta unión electroquímica se comporta como un ltro pasa alto.

2. La ganancia y ancho de banda serán función del área de las superciesde detección, del tratamiento electrolítico de las mismas, y de cualquieralteración química-eléctrica de la unión.

3. Las supercies de detección deben mantenerse siempre limpias.

Conguración bipolar para los electrodos

1. Esta propiedad idealmente se comporta como un ltro pasa banda. Es-to se cumple si las entradas al amplicador son equilibradas y si losaspectos de ltrado de las interfases electrodo-electrolito son equiva-lentes.

2. Una mayor separación entre las supercies de detección de los electrodosprovocará un menor ancho de banda. Este aspecto es particularmenteimportante para los electrodos de supercie.

3. Cuanto mayor sea el espaciamiento entre las supercies de detección,mayor es la susceptibilidad del electrodo para la detección de ampli-tudes de señales EMG de músculos adyacentes. Una vez más, este as-pecto es particularmente importante para los electrodos de supercie.Una regla de oro es que los electrodos detectan señales medibles desdeuna distancia igual a la separación entre las supercies de detección.Sin embargo, la anisotropía de los tejidos debajo de la electrodo puedeaumentar la sensibilidad de los electrodos a lo largo de la supercie delmúsculo generando diafonía.

4. Se recomienda una separación entre las supercies de detección de 2.0cm para electrodos de supercie.

Características del amplicador

La longitud de los cables a la entrada del amplicador debe ser lo más cortaposible y no ser susceptible al movimiento. Esto se puede lograr situando la

39


primer etapa de amplicación, físicamente próxima al electrodo (dentro de10 cm).

La conguración y las características típicas son:

Ganancia tal que a la salida se obtenga una amplitud de aproximadamente±1V .

Impedancia de entrada > 1012Ω de resistencia en paralelo con una capaci-tancia 5pF .

CMRR > 100dB

Corriente de polarización de entrada lo más baja posible (típicamente me-nos de 50 pA)

Ruido < 5µVrms

Ancho de banda de 20 a 500Hz para electrodos de supercie .

Dada la baja amplitud de la señal EMG, el ruido juega un rol protagónico, porlo tanto, en la sección siguiente se detallan los conceptos involucrados que permitencaracterizarlo, para de esta forma, poder minimizar sus efectos.

4.4. Caracterización de ruido

Al sensar señales bioeléctricas, uno de los mayores inconvenientes encontradoses la existencia de ruido, ya que pueden presentar amplitudes comparables con laseñal EMG.

Por esta razón, es un desafío y una necesidad, minimizar o eliminar las señalesindeseadas superpuestas a la tensión diferencial, en las entradas inversora y noinversora del amplicador, apareciendo a la salida del mismo y degradando surespuesta ideal.

Las señales de ruido se clasican dependiendo su naturaleza y sus característicasde amplitud y ancho de banda. En general son aleatorias y provienen de resistenciasinternas ó fuentes externas al amplicador.

En la Figura 4.5 se muestran las principales fuentes de ruido que actúan sobreel potencial bioeléctrico de interés.

40


Figura 4.5: Fuentes de interferencia [20]

4.4.1. Clasificación de ruidoEl ruido de un sistema se puede clasicar como sigue [38]:

Ruido interno o inherente: Es de origen aleatorio. Corresponde al generado enlos dispositivos electrónicos como consecuencia de su naturaleza física (ruidotérmico, ruido por cuantización de las cargas, ruido de semiconductor, etc.).

Ruido externo o interferencia: Corresponde al generado en una parte delsistema como consecuencia de acoplamiento eléctrico o magnético con otropunto del propio sistema, con sistemas naturales o con sistemas construidospor el hombre como ser motores, equipos, etc. El ruido de interferencia puedeser periódico, intermitente, o aleatorio. Normalmente se reduce, minimizandoel acople eléctrico o electromagnético a través de blindajes, o la reorientaciónadecuada de los diferentes componentes y conexiones.

Ruido interno o inherenteLas fuentes intrínsecas de ruido son generadas por el propio circuito, indepen-

dientemente de las interferencias externas. Dependiendo de su origen y espectro defrecuencia, se agrupan de la siguiente manera [49]:

Ruido térmico o blanco.

Se debe al movimiento térmico aleatorio de portadores de carga.

Existe en todo medio con portadores libres.

Fija límites físicos a señales que se pueden amplicar y al consumonecesario para procesamiento analógico de señales.

41


Ruido 1f o icker o rosado.

Generado por aspectos constructivos de los dispositivos.

En el transistor MOS, se debe a imperfecciones en la interfaz óxido/se-miconductor.

Se describe por la densidad espectral de potencia en V√Hz

o A√Hz

.

Ruido externo o interferencias

Por interferencia se entiende cualquier tipo de inuencia física que contaminelas señales o que reduzca la capacidad o prestaciones del sistema. Como se mencionópueden proceder del propio dispositivo, de equipos externos o del medio ambiente.Pudiéndose introducir por conducción, acople capacitivo, inducción magnética, oradiación electromagnética. Existen causas no eléctricas que también produceninterferencias, como las vibraciones, la radiación térmica, etc.

En particular, las interferencias se pueden agrupar según las mismas sean in-ternas o externas al equipo de medida. Dentro de las internas se encuentran: lasprovocadas por el transformador de la fuente de alimentación; las debidas al rizadode la misma.

Por otro lado, las interferencias externas al equipo incluyen: el acople capacitivoe inductivo; las originadas por las interfases electrodo-electrolito y electrolito-piel;las causadas por otros potenciales biológicos u otros sistemas siológicos; y lasprovenientes de cargas electroestáticas.

Debido a su importancia a continuación se detallan algunas de las interferenciasmencioandas:

Interferencia Capacitivas (acoplamiento con la red)

La fuente de interferencia más importante suele ser la proveniente de la red dealimentación de 50Hz. En el caso de acoplamiento capacitivo, como se muestra enel modelo de la Figura 4.6, se induce una corriente de desplazamiento a través delas capacidades parásitas Cr y Cm, existentes entre la línea de distribución de red yel paciente (considerado en este modelo como un punto). El mismo se encuentra auna tensión no nula de frecuencia 50Hz que aparece como modo común a la entradadel amplicador.

42


Figura 4.6: Acoplamiento capacitivo entre paciente y red eléctrica [20]

Se induce también una corriente de desplazamiento a través de las capacidadesparásitas C1 y C2 entre los cables y la red, como se muestra en la Figura 4.7. Estoprovoca una caída de tensión en las impedancias electrodo-piel Ze1 y Ze2 y en loscapacitores C1 y C2. Debido a que en general será C1 6= C2 y/o Ze1 6= Ze2, lascaídas de tensión mencionadas son distintas y se genera una señal diferencial uDde 50Hz a la entrada del amplicador, interferencia que luego será amplicada porel mismo.

Figura 4.7: Acoplamiento capacitivo entre cables y red eléctrica [20]

La Figura 4.8 muestra el modelo completo utilizado para el acoplamiento ca-pacitivo y resume lo mencionado en los párrafos anteriores. No se incluye la impe-dancia del paciente. También se muestra el electrodo de referencia de impedancia

43


no nula Ze3. Este provee un camino a tierra de menor impedancia que Cm y deesta forma permite disminuir el potencial al cual se encuentra el paciente. En elcapítulo siguiente se verá una técnica alternativa para disminuir dicho potencial.

Figura 4.8: Acoplamiento capacitivo entre cables y red eléctrica con electrodo de referencia [20]

Interferencia Inductivas

Las interferencias inductivas predominantes son causadas por la red eléctrica.Las corrientes que circulan provocan la aparición de campos magnéticos variablescon el tiempo, que atraviesan los bucles formados en el sistema de medida, inducien-do tensiones de 50 Hz de acuerdo con la ley de Lenz. Estas tensiones inducidas sonproporcionales al área del lazo y a la frecuencia del campo magnético que interera.Predominando las inducidas en el bucle formado por el paciente, los conductores yel propio equipo, ver Figura4.9.

La mejor solución para minimizar la interferencia magnética, es reducir el áreadel bucle tanto como sea posible. Se puede conseguir trenzando los cables de medidasegún Figura 4.10 o empleando cables coaxiales adecuados.

44


Figura 4.9: Acoplamiento interferencia inductiva [20]

Figura 4.10: a)Disposición correcta b) Disposición incorrecta [20]

Interferencia “motion artifact”Como se ve en la Sección 4.2.1, al colocar un electrodo en contacto con la piel

a través de un electrolito se produce una distribución de carga entre la interfaseelectrodo-electrolito que da lugar a la aparición de un potencial denominado demedia celda.

En la interfase electrolito-piel también aparece una distribución de carga. Encondiciones normales, existe una tensión de aproximadamente 20mV a través delas capas de la piel. Como se mencionó en la Sección este potencial se origina porlas corrientes de lesión"de las células muertas a medida que emigran a la superciede la piel.

En ambos casos, la tensión varía cuando hay movimiento, es decir, cuando lapiel se estira al contraerse el músculo o cuando la extremidad se desplaza.

Este tipo de interferencia disminuye jando el electrodo a la piel, evitandocualquier movimiento. Además utilizando electrodos de materiales que presentenpolarizaciones menores como los de Ag/Ag-Cl.

45


Es de interés señalar que la abrasión de la piel reduce este componente.

Electricidad estática

La electricidad estática puede causar interferencias de forma similar a la red. Es-te ruido, denominado triboeléctrico, es causado por la fricción entre el movimientodel paciente o del personal sanitario con otros objetos, y puede producir corrientesque circulan por el paciente y los electrodos, provocando caídas de tensión quepueden ser importantes si las impedancias de éstos son altas.

Interferencias internas

Durante la captación de un biopotencial determinado, la aparición de otras se-ñales biológicas podrán considerarse interferencia. Su intensidad depende en granmedida del posicionamiento de los electrodos. Ejemplos de señales biológicas quecausan interferencia son las señales electroencefalográcas (EEG) y las electrocar-diográcas (ECG).

Para atenuar estas interferencias es importante una colocación adecuada de loselectrodos.

4.5. Visualización de la señalEn la práctica, para adquirir la señal mioeléctrica de interés se utilizan elec-

trodos del tipo Ag/Ag-Cl, como el mostrado en la Figura 4.11. Se obtuvieron enla empresa de insumos médicos Sanyco, con un costo de $329 (USD 12) por cadacien unidades.

Figura 4.11: Electrodos empleados para la adquisición de la señal EMG

Se emplean electrodos en conguración bipolar para obtener la señal EMG juntocon el electrodo de referencia, conectado en una primera instancia directamente atierra, y posteriormente a un circuito capaz de disminuir los efectos de ruido externo3.

Los electrodos de detección se colocan en el músculo bíceps braquial, mientrasque el de referencia en la muñeca, según las recomendaciones de SENIAM [48] que

3Dicho circuito corresponde al RLD analizado en la Sección 5.3

46

4.5. Visualización de la señal

se resumen en la Tabla 4.1 de la Sección 4.3.2. Esta disposición se muestra en laFigura 4.12.

Figura 4.12: Disposición de los electrodos para la adquisición de la señal EMG

Con el objetivo de obtener la señal EMG observable, la tensión diferencialresultante de los electrodos es amplicada. Se visualiza mediante un osciloscopiodigital GW Instek de la serie GDS-2000. Se utiliza la escala temporal de 1 s

div yvertical de 1 V

div . Ver Figura 4.13.

Figura 4.13: Visualización de la señal EMG en el osciloscopio

La señal mostrada corresponde a una secuencia de contracción, reposo y nue-vamente contracción del músculo bíceps braquial.

47

Capítulo 5

Acondicionamiento de la señal EMG

5.1. Introducción

En el presente capítulo se describe el proceso de acondicionamiento de la señalEMG, que se divide en dos grandes etapas: amplicación y ltrado. La primera serealiza en dos bloques: un amplicador de instrumentación (AI), recomendado paraestas aplicaciones, seguido de un amplicador no inversor. Técnicas para reduciry eliminar ruido como son las topologías conocidas como RLD y realimentaciónde corriente continua, complementan la etapa de amplicación. Seguidamente laseñal es ltrada, utilizando una conguración Sallen Key; en particular se utilizaun ltro Butterworth de segundo orden, el cual se diseñó para las frecuencias deinterés (20 a 500Hz).

5.2. Amplificación de la señal

5.2.1. Primera etapa de amplificación

En esta sección se aborda el estudio de los amplicadores diferenciales juntoa los conceptos básicos involucrados para su análisis y diseño. En particular sehará hincapié en los amplicadores de instrumentación (AI) debido a su utilidadpara medir tensiones diferenciales de muy baja amplitud, en presencia de señalesindeseadas (ruido).

Este tipo de amplicador se fabrica en circuito integrado el cual tiene un CMRRelevado, permitiendo adquirir una señal EMG de calidad.

En el análisis de las características de un amplicador diferencial, es usualseparar el voltaje de entrada en una componente diferencial y una componente demodo común. Se considera un amplicador diferencial al que se le conectan dosfuentes de voltaje como se muestra en la Figura 5.1.

Capítulo 5. Acondicionamiento de la señal EMG

Figura 5.1: Bloque amplificador diferencial

El voltaje diferencial a la entrada se dene como: vd = v+ − v−, mientras queel voltaje en modo común es el promedio de los voltajes de entrada: vMC = v+−v−

2 .A partir de estas expresiones se obtiene:

v+ = vMC +vd2

(5.1)

v− = vMC −vd2

(5.2)

Por lo tanto, la conexión original se puede modelar mediante el esquema dela Figura 5.2, permitiendo analizar por separado la inuencia de las componentesdiferencial y de modo común a la entrada del circuito.

Figura 5.2: Modelado de las fuentes de entrada en modo diferencial y modo común

50


Considerando las entradas denidas anteriormente se denen la ganancia demodo común y diferencial respectivamente como:

AMC =vovMC

AD =vovD

(5.3)

El rechazo al modo común del circuito es:

CMRR =ADAMC

(5.4)

Amplificador diferencial con un único operacional

En la Figura 5.3 se muestra el circuito de un amplicador diferencial formadopor un único operacional.

Figura 5.3: Amplificador diferencial [47]

Aplicando superposición entre las fuentes v1 y v2, se puede ver que la salida es:

vo =

(R4

R3 +R4

)(1 +

R2

R1

)v2 −

(R2

R1

)v1 (5.5)

Para que el circuito funcione efectivamente como un amplicador diferencial,debe amplicar únicamente las señales diferenciales y rechazar las señales en modocomún (cuando v1 = v2). Con este objetivo se debe cumplir la siguiente relaciónentre las resistencias: R2

R1= R4

R3, obteniendo a la salida:

vo =R2

R1(v2 − v1) (5.6)

Cuando las resistencias cumplen la anterior relación, el CMRR resulta innito.De lo contrario, el aporte del desbalance en las resistencias al CMRR del circuito,es [38]:

CMRRR =1

2

R4R3

+ R2R1

+ 2R4R3

R2R1

R4R3− R2

R1

(5.7)

51


Teniendo en cuenta que el CMRR del amplicador operacional CMRRAO noes innito y considerando el desequilibrio en las resistencias, debido a ambas noidealidades se obtiene que el CMRR del circuito es [38]:

1

CMRR=

1

CMRRR+

1

CMRRAO(5.8)

Si las resistencias utilizadas tienen todas incertidumbre4R, se puede ver que elpeor caso (CMRRR mínimo) es de la forma mostrada en la Ecuación (5.9), dondeR1 y R2 son los valores nominales de estas resistencias [55]:

CMRRmınR =1 + R2

R1

44R(5.9)

Ventajas del amplificador diferencial: Debido a las resistencias R1 y R2, el voltajede entrada en modo común puede ser mayor al voltaje máximo admitido a laentrada del operacional Vmax. En efecto, si V es el voltaje común a la entrada,el voltaje en la terminal no inversora del operacional es: v+ = R4

R4+R3V y en la

terminal inversora es el mismo debido al cortocircuito virtual. Vericando que Vpuede ser mayor a Vmax , representando una virtud de dicha conguración.

Desventajas del amplificador diferencial: Las desventajas más notorias de estecircuito son:

No es posible variar la ganancia diferencial Ad modicando el valor de unúnico componente

Su impedancia de entrada diferencial es Ri = 2R1 (asumiendo R3 = R1), lacual será pequeña si se requiere Ad grande

Amplificador diferencial con tres operacionalesPara mitigar, en el caso ideal eliminar, las desventajas del amplicador dife-

rencial de un operacional, se emplean dos operacionales adicionales, obteniéndoseun amplicador diferencial conocido como amplicador de instrumentación".

Su función es amplicar con precisión las señales diferenciales de muy bajo nivelaplicadas a su entrada, eliminando las posibles señales interferentes y de ruido quelleguen en modo común. Las características más importantes del AI son:

Ganancia diferencial estable, que pueda ajustarse externamente mediante unúnico componente.

CMRR alto, tanto en continua como a las frecuencias de interés.

Impedancia de entrada elevada.

Impedancia de salida baja.

Tensión y corriente de oset bajas y con pocas derivas.

52


Admitir tensiones de entrada en modo común altas.

Dicho circuito es la estructura básica de los circuitos integrados y su análisisde este circuito es de gran interés.

Se puede realizar empleando componentes discretos, obteniéndose prestacionessucientes para muchas aplicaciones, con un costo económico inferior al de loscircuitos integrados.

La topología de este tipo de AI conformado por componentes discretos se mues-tra en la Figura 5.4.

Figura 5.4: Amplificador de instrumentación discreto - MACOSEMU

El circuito está formado por dos etapas. La primera, con entrada y salida dife-rencial y conformada por los operacionales AO1 y AO2, junto a las resistencias R1

y RG. Debido a los operacionales, su impedancia de entrada, vista por cada unade las fuentes v1 y v2, es idealmente innita. La segunda etapa, compuesta por eloperacional AO3 y las resistencias R2 y R3, es un amplicador diferencial como elestudiado anteriormente, con salida unipolar.

Para que el circuito funcione como un amplicador diferencial, la segunda etapadebe cumplir la relación: R3b

R2b= R3a

R2a. En estas condiciones la transferencia de esta

etapa es:

o =R3a

R2a(vo2 − vo1) (5.10)

Utilizando el cortocircuito virtual de los operacionales AO1 y AO2, se puedever que

vo2 − vo1 =

(1 +

R1a

RG+R1b

RG

)(v2 − v1) (5.11)

53


Por lo tanto:

vo =

(1 +

R1a

RG+R1b

RG

)R3a

R2a(v2 − v1) (5.12)

Si además, la etapa inicial se hace simétrica, con R1a = R1b, se tiene nalmente:

vo =

(1 +

2R1a

RG

)R3a

R2a(v2 − v1) (5.13)

En lo que sigue se asume R1a = R1b.En general, la ganancia deseada para el circuito se establece en la primer etapa,

y se toma R3a = R3b obteniendo una ganancia unitaria para la segunda etapa, quese limita a rechazar la señal en modo común.

Rechazo al modo común CMRR Cuando las resistencias de la segunda etapaestán equilibradas y no se considera el CMRR de los operacionales, el CMRR delcircuito es innito. Si, por el contrario, las resistencias están desequilibradas, elaporte al CMRR de dicha disparidad es:

CMRRR =

(1 +

2R1a

RG

)CMRRetapa2

R (5.14)

Donde CMRRetapa2R corresponde a la expresión ya obtenida para el amplicador

diferencial con un sólo operacional.Si las resistencias utilizadas para la segunda etapa tienen todas incertidumbre

4R, el peor caso (CMRRR mínimo) es [55]:

CMRRmınR =

(1 +

2R1a

RG

)1 + R3a

R2a

44R(5.15)

Considerando que los operacionales presentan CMRRAOi nito, se puede verque el CMRR del circuito es tal que [38]:

1

CMRR=

1

CMRRR+

1

CMRRAO1

− 1

CMRRAO2

+1(

1 + 2R1aRG

)CMRRAO3

(5.16)En la anterior expresión se observa que, para maximizar el CMRR del circuito,

es necesario que AO1 y AO2 tengan un CMRR idéntico. Esto se puede conseguirhaciendo que estos operacionales compartan el mismo circuito integrado.

Ventajas del amplificador de instrumentación:Es posible modicar su ganancia variando el valor de un sólo componenteRG.

La impedancia de entrada al circuito innita.

Desventajas del amplificador de instrumentación: El rango de voltaje en modocomún a su entrada, está limitado al máximo voltaje que puedan soportar losamplicadores operacionales AO1 y AO2 a su entrada.

54


Circuito integrado INA128

Inicialmente se implementó la etapa de amplicación con componentes discre-tos, permitiendo obtener una señal EMG satisfactoria, observable en el osciloscopio.Sin embargo, se constató experimentalmente que el CMRR no era el adecuado parala aplicación deseada. Los resultados alcanzados se muestran en el Anexo A.

Debido a la necesidad de contar con un CMRR mayor, en el diseño nal seimplementó la primer etapa de amplicación diferencial, utilizando el integrado deTexas Instruments INA128. Logrando además reducir las dimensiones y la cantidadde componentes del circuito impreso.

El INA128 presenta las siguientes características [27]

Alto CMRR: 120dB mínimo.

Bajo voltaje de oset: 50 µV máximo.

Baja deriva térmica: 0,5µV

Cmáximo.

Baja IBIAS de entrada: 5ηA máximo.

Ganancia ajustable a través de un único componente.

Este integrado es recomendado por el fabricante para su uso en aplicacionesmédicas. En la Figura 5.5 se muestra el circuito esquemático.

Figura 5.5: Amplificador de instrumentación INA128 [27]

55


La ganancia es ajustable a través de la resistencia RG según la siguiente expre-sión:

G = 1 +50

RG(5.17)

Debido a la utilización del circuito RLD (explicado en la Sección Circuito RLD)RG esta compuesta por dos resistencias en serie de valor RG/2.

Ganancia del amplificador para señal EMG La señal EMG tiene una amplitudde unos pocos mV , por este motivo, es necesario amplicarla con una ganancia delorden de 1000 para que pueda ser procesada correctamente.

Como se mencionó en la sección anterior, la segunda etapa presenta gananciaunitaria G2 = 1, entonces la ganancia diferencial es

G = G1 = 1 + 2RfRG

(5.18)

Esto implica que la restricción sobre la ganancia máxima admisible, para que elcircuito no sature, proviene de la primera etapa.

En general, la condición para que un operacional no sature es que la amplitudmáxima del voltaje de salida, no supere su voltaje de alimentación VCC 1.

En la primera etapa del amplicador, donde VMC es la tensión de modo comúnde la entrada, la salida en cada operacional viene dada por las Ecuaciones (5.19) y(5.20).

V1 = VMC −GVd2

(5.19)

V2 = VMC +GVd2

(5.20)

En la Figura 5.6 se observan las salidas de cada etapa.La amplitud máxima de la señal de salida en cualquiera de estos operacionales

es:

Vmax = V picoMC +G

V picod

2(5.21)

Para que el circuito no sature se debe tomar G tal que:

Vmax = V picoMC +G

V picod

2< VCC (5.22)

Despejando G se obtiene la condición:

G < 2

(VCC − V pico

MC

V picod

)(5.23)

Las tensiones de entrada, involucradas en la expresión anterior, se eligen deacuerdo a valores usuales [52]. Estos son:

1Se asume por simplicidad que los operacionales son de tipo Rail to Rail

56


Figura 5.6: Voltajes intermedios en el circuito amplificador [52]

Voltaje modo común máximo:

V picoMC = 1, 5V (5.24)

Voltaje diferencial máximo:

V picod = 1mV + 350mV ' 350mV (5.25)

Dicha tensión se obtiene a partir de la expresión:

Vd = VdAC + VdDC (5.26)

donde la componente AC y DC de la señal diferencial son respectivamente:

VdAC = V +AC − V

−AC

VdDC = V +DC − V

−DC (5.27)

siendoV +AC = 0,5mV

V +DC = 500mV

V −AC = 1,5mV

57


V −DC = 150mV (5.28)

los valores de AC y DC correspondientes a cada uno de los electrodos de laconguración bipolar utilizada 2.

Para una fuente VCC = 5V , lo anterior impone la siguiente restricción sobre laganancia:

G < 2

(5V − 1,5V

350mV

)= 20

V

V(5.29)

Para contar con cierto margen, se selecciona una ganancia inferior a la calcu-lada. En particular, se elige G = 10VV por ser de fácil implementación dado losvalores de resistencias disponibles.

Debido a los requerimientos de la ganancia total para la aplicación deseada,resulta imprescindible adicionar una nueva etapa de amplicación. Se profundizaen este concepto en las siguientes secciones.

Reducción de la componente de continua La tensión en cada electrodo es: ve =veAC + veDC tal como se muestra en la Figura 5.7.

Figura 5.7: Componentes AC y DC del electrodo superficial

El voltaje diferencial a amplicar será por lo tanto:

vd = ve+ − ve− (5.30)

2Las relaciones se basan en asumir que la componente DC del voltaje diferencial es dos

ordenes superior a su componente AC

58


el cual depende de las componentes AC y DC de la señal detectada por los elec-trodos, tal como se analizó en la sección anterior.

Dado que las señales DC de cada electrodo no son idénticas, el voltaje diferencialtiene una componente DC no nula, la cual en la práctica suele ser entre dos y tresordenes superior que la componente AC de interés [52].

Se observa entonces que, aún con un CMRR = ∞, el circuito amplicará laseñal deseada vdAC , pero también la componente de continua.

Como se debe amplicar nuevamente la señal, es necesario eliminar la compo-nente de continua a la salida del INA128 para evitar la saturación de las etapasposteriores. Con este objetivo se modica el circuito original, añadiendo un ltropasa bajo inversor en un lazo de realimentación, cuya frecuencia de corte está dadapor:

fc =1

2πRintCint(5.31)

Para la señal de interés se asume un ancho de banda de 20Hz a 500Hz y sediseña para tener una frecuencia de corte fc < 2Hz 3. Para esto se toman losvalores [27] Cint = 100nF y Rint = 1MΩ, con lo que se obtiene fc = 1,59Hz.

El circuito del INA128 con la modicación descripta se muestra en la Figura5.8.

Figura 5.8: Circuito realimentado mediante filtro pasa bajo inversor [27]

De esta forma, la componente de continua a la salida del INA128, pero con sufase invertida, se realimenta en la entrada REF del mismo logrando así cancelardicha componente.

3Una década por debajo de la menor frecuencia de interés

59


Con esta modicación, se podría pensar que al eliminar la componente DC,sería posible aumentar la ganancia G tanto como se deseara, olvidando que el ltrofuncionará como tal siempre que no sature.

5.2.2. Segunda etapa de amplificaciónA la salida del circuito compuesto por el INA128 y el ltro de eliminación

de continua se tiene un voltaje Vo = GVdAC siendo G = 10VV . Esta ganancia esinferior a la requerida para amplicar la señal electromiográca. Para alcanzarlos niveles de amplitud requeridos se añade una nueva etapa de amplicación. Seutiliza un amplicador operacional en conguración no inversora, la misma presentauna impedancia de entrada innita, lo cual es una ventaja frente a una posibleconguración inversora.

La ganancia en esta etapa es G3 = 1 + R4R3, mostrándose la misma en la Figura

5.9.

Figura 5.9: Etapa final de amplificación

El diseño de la ganancia se realiza de forma que maximice el rango dinámicoa la entrada del conversor analógico digital 4. Se elige G3 de manera que el valormáximo a la entrada del conversor sea igual al voltaje de referencia Vref . Esto es(

GV picodAC

)G3 ≤ Vref (5.32)

O lo que es lo mismo:

G3 ≤Vref

GV picodAC

(5.33)

4Las siguientes etapas tendrán ganancia unitaria en la banda de frecuencias de interés

60


Para Vref = 1,1V y asumiendo una señal EMG de 1mV de pico, se obtiene:

G3 <1,1V

10VV 1mV= 110

V

V(5.34)

En particular se toma G3 = 100VV . Esta ganancia se modicó en forma experi-mental siendo los valores nales de las resistencias: R3 = 1kΩ y R4 = 270kΩ. Estecriterio se detalla en el capítulo de procesamiento.

5.2.3. Circuito final de amplificaciónEl circuito completo de amplicación, tiene una ganancia teórica Gtotal =

2710VV .

La ganancia experimental es: Gtotal = 2457VV . Fue obtenida utilizando VCC =9,0V , pues con VCC = 5,0V la señal de entrada vd no puede superar los 1.5mVpico, haciendo difícil su medida.

La diferencia entre ganancia esperada y experimental, puede deberse a la di-cultad para realizar una medida precisa de vd ya que, si bien trabajar con 9,0Vpermite vd del orden de 3mV, estas son señales muy pequeñas en comparación conotras señales de ruido.

En la Figura 5.10 se muestra el diagrama con sus respectivos valores.

Figura 5.10: Circuito de amplificación en su versión final

61


5.3. Técnicas para la reducción de interferencias5.3.1. Introducción

Para minimizar el voltaje en modo común se emplea la conguración conocidacomo right leg driver (RLD), la cual aumenta el CMRR del amplicador deinstrumentación. Su uso es frecuente en aplicaciones de pequeña señal, y en las hojasde datos de los amplicadores de instrumentación se incluyen distintas versionesdel mismo.

Por otra parte, la interferencia en los cables de medida se minimiza con el usode cables apantallados tan cortos como sea posible, complementados con el uso decircuitos como la guarda o guarda activa.

5.3.2. Circuito RLD (Right Leg Driver)El circuito RLD se muestra en la Figura 5.11.

Figura 5.11: Circuito RLD [27]

Este circuito realimenta la señal de modo común a través de una etapa inversora,contrarrestando ecazmente cualquier cambio de potencial en el sujeto sensado.

En una primera etapa se obtiene esta señal de forma precisa desde el puntomedio de las resistencias RG

2 que jan la ganancia del amplicador de instrumen-tación. En dicho punto se coloca un buer (AO1) para que el circuito no cargue oinuya en el comportamiento y prestaciones del INA128.

La siguiente etapa consiste en realimentar la señal hacia el cuerpo humano me-diante el operacional AO2 en conguración inversora, el cual entrega una corrienteproporcional a la diferencia entre una señal de referencia y la tensión de modocomún. En la Figura 5.11 la señal de referencia es la tierra del circuito.

El amplicador puede incluir un condensador en su rama de realimentación, locual proporciona mayor estabilidad al sistema, según las recomendaciones de [21].

Para obtener una expresión de la reducción del voltaje modo común que re-presenta el uso del circuito RLD, se considera que el acoplamiento de la red se daúnicamente mediante las capacitancias parásitas Cr y Cm como se observa en laFigura 4.6.

62

5.3. Técnicas para la reducción de interferencias

Inicialmente se considera que no se ha conectado el circuito RLD ni el electrodode referencia. Sea Vp el voltaje al cual está sometido el paciente. Este es interferenciade 50Hz y se debe al divisor de tensión generado por las capacitancias parásitas CryCm. Es decir:

Vp = VREDCr

Cr + Cm(5.35)

Estas capacitancias suelen tener un valor Cr = 2pF y Cm = 520pF [20], lo cualda un voltaje modo común Vp = 843mV RMS.

Un primer método para disminuir el voltaje Vp del paciente es conectar elelectrodo de referencia a tierra como se muestra en la Figura 5.12. En la prácticael electrodo tendrá una impedancia Ze3. Esta aparece en paralelo con Cm, por loque la expresión para el voltaje del paciente es ahora:

Vp = VREDZCm||Ze3

ZCm||Ze3 + ZCr(5.36)

Figura 5.12: Acoplamiento capacitivo utilizando electrodo de referencia, adaptada de [20]

Si se considera Ze3 = 10kΩ a 50Hz, el potencial al cual se encuentra el pacientees ahora: Vp = 1,38mV RMS.

Si en lugar de conectar Ze3 directo a tierra, se realiza mediante el circuito RLD,se tiene una situación como la que se muestra en la Figura 5.13. El voltaje Vp alque se encuentra el paciente verica:

Vp = VREDZCr||ZCm|| Ze3

1−GZCr

(5.37)

63


Figura 5.13: Acoplamiento capacitivo utilizando electrodo de referencia junto con circuito RLD,adaptada de [20]

donde G es la ganancia del amplicador inversor del circuito RLD. El circuitodisminuye la impedancia del electrodo de referencia en un factor 1−G.

Se observa que el módulo del voltaje modo común del paciente disminuye alaumentar la ganancia G y al disminuir la impedancia Ze3.

Si se considera G = −39VV , el potencial al cual se encuentra el paciente esahora: Vp = 34,6µV RMS.

Protección del paciente

Cuando se utiliza el circuito RLD, se debe colocar una resistencia de protección,R, en serie con la salida para limitar la corriente. Esta debe ser siempre menor que10µA, incluso en condiciones de fallo, según los estándares UL544 y VDE0884. Estaresistencia aparece en serie con la impedancia del electrodo de referencia Ze3. Existeentonces un compromiso entre disminuir el voltaje de 50Hz al cual se encuentrael paciente (resistencia R pequeña) y lograr una correcta protección del mismo(resistencia R grande).

5.3.3. Guarda y guarda activaUna guarda utiliza un conductor de baja impedancia, que es mantenido al

mismo potencial del circuito de alta impedancia, para interceptar un voltaje o unacorriente de interferencia.

Una guarda activa emplea un lazo cerrado conductivo para prevenir que interfe-rencia electrostática afecte el circuito de alta impedancia. En este caso se utilizarála guarda activa en conjunto con el RLD, tal como lo especica el fabricante delamplicador de instrumentación. Logrando así una mayor estabilidad en el rangoa utilizar [20].

La Figura 5.14 muestra la implementación de este circuito.

64

5.3. Técnicas para la reducción de interferencias

Figura 5.14: Guarda activa para conductores [20]

Otra importante característica de usar la guarda activa es que el acoplamientocapacitivo se produce con la pantalla, no con el conductor interno. Las corrientesde 50Hz se derivan a masa a través del seguidor, no interriendo en los cables demedida. Esta conexión tiene la ventaja de no disminuir la impedancia de entradaen modo común, en comparación a cuando se conectan directamente las pantallasde los cables a masa o a otro potencial.

5.3.4. Implementación del circuitoEl circuito completo de RLD y guarda activa se muestra en la Figura 5.15. Este

se basa en las especicaciones dadas por Texas Instruments en la hoja de datos delamplicador diferencial INA128 [27].

Figura 5.15: Circuito RLD y guarda activa propuesto por el fabricante [27]

Para los valores seleccionados, se calcula la ganancia y el ancho de banda delcircuito:

G =R1

R2= 39 (5.38)

fBW =1

2πC1R2= 40, 8kHz (5.39)

65


Como se mencionó el uso del RLD es ampliamente recomendado por los fabri-cantes de amplicadores de instrumentación, destinado a aplicaciones médicas querequieren la adquisición de señales electromiográcas.

El circuito de realimentación negativa, contrarresta la inuencia de las corrien-tes de interferencia y asegura la estabilidad entre la tierra del cuerpo humano yla tierra del circuito de adquisición. Esto garantiza un alto valor del CMRR delamplicador de instrumentación.

5.4. Filtrado de la señal5.4.1. Introducción

Luego de amplicar la señal electromiograca, es necesario ltrarla para podereliminar señales biológicas u otras señales interferentes que vienen distribuidas enlas distintas frecuencias. Con este n se diseña un ltro analógico de banda pasante,donde el rango de interés es de 20 a 500Hz. Se implementó utilizando un ltro desegundo orden de Butterworth con topología Sallen-Key.

Los ltros con la topología antes mencionadas, se clasican dependiendo delfactor de calidad Q, cuyo valor dene las características del ltro, detalladas en laTabla 5.1 [53].

Nombre Q Características

Butterworth 1√2

Máxima respuesta plana en amplitud de banda pasante

Chebyshev > 1√2

Mínimo tiempo de pasaje entre banda pasante y banda de rechazo. Presenta ripple en la banda pasante

Bessel 0.5773 Máxima linealidad en la respuesta de fase en la banda pasante

Tabla 5.1: Valor de Q asociado a cada filtro

La Figura 5.16 muestra la respuesta en frecuencia para distintos ltros pasabajo.

Figura 5.16: Comparación de respuesta en frecuencia para filtros pasa bajo [31].

Notar que la caída en la frecuencia del polo dependerá del valor de Q.

66

5.4. Filtrado de la señal

Mediante la conexión en cascada de un ltro pasa alto y un pasa bajo, se puedeobtener un ltro pasa banda.

En la Figura 5.17 se observa un ltro pasa banda de orden dos para distintosvalores de Q .

Figura 5.17: Respuesta en amplitud del filtro segundo orden según Q [53]

5.4.2. Filtros de segundo ordenSe considera un ltro pasa bajo de segundo orden con ganancia unitaria en

banda pasante. Su transferencia es de la forma:

H (s) =w2o

s2 + 2ζw0s+ w2o

(5.40)

El factor de calidad es:

Q =1

2ζ(5.41)

Por los que H (s) se puede reescribir como:

H (s) =w2o

s2 + w0Q s+ w2

o

(5.42)

Como se observa se tienen dos parámetros variables wo y Q, cuyos valores sedeben elegir al momento de diseñar. Ambos determinan la ubicación del polo y laforma de la respuesta en frecuencia del ltro.

67


5.4.3. Filtro ButterworthDescripción y topología del circuito

El circuito utilizado para implementar el ltro pasabanda se muestra en laFigura 5.18. Emplea la topología Sallen-Key de ganancia unitaria y está compuestopor dos etapas. Un ltro pasa alto seguido de un pasa bajo, ambos de segundoorden.

Aunque sería posible implementar el ltro pasabanda en una única etapa, laconguración en cascada para valores de Q < 1, como en el caso del ltro Butter-worth, presenta ciertas ventajas. En particular, tiene un mejor rechazo en la zonade banda de parada del ltro [14].

Figura 5.18: Circuito pasabanda utilizado

El ltro pasa bajo se coloca lo más a la derecha posible, permitiendo ltrar todaslas señales de ruido que los operacionales y los propios componentes pudieran habergenerado en etapas anteriores [13].

Para un ltro pasa bajo Butterworth, se da la particularidad que la caída en elpolo es de 3dB, lo mismo ocurre para un ltro pasa alto.

Criterios de diseñoEn suma, se opta por un ltro tipo Butterworth, de forma de maximizar la

respuesta plana en amplitud de la banda de interés. Con este objetivo se diseñacada ltro (pasa alto y pasa bajo) con ganancia unitaria en banda pasante y factorde calidad Q = 1√

2' 0,707.

Elección de los componentesEn las expresiones teóricas consideradas a continuación, los subíndices de los

componentes hacen referencia a la Figura 5.18.

68

5.4. Filtrado de la señal

Filtro pasa alto

Las expresiones genéricas para el factor de calidad y frecuencia de corte son:

Q =

√R1R2C1C2

R2 (C2 + C1)(5.43)

finf =1

2π√R1R2C1C2

(5.44)

Dado que se desea diseñar un ltro Butterworth el factor de calidad será:

Q =1√2

(5.45)

Esto se puede lograr seleccionando C1 = C2 = C y R1 = 2R2 = R.La expresión para el polo del ltro es ahora:

finf =1

2π√

2R2C(5.46)

Se ja C = 220nF y dado que se quiere que el polo este en finf = 20Hz, setoma:

R2 =1

2π√

220Hz (220nF )= 25,6k (5.47)

En la serie E12 el valor más cercano corresponde a R2 = 27k, resultando un valorR1 = R = 2R2 = 54k. Se elige el valor R1 = 56k de la misma serie de resistencias.

Utilizando las expresiones generales para el cálculo de Q y fp se obtiene:

Q = 0,720 finf = 18,60Hz (5.48)

Filtro pasa bajo

Análogamente a lo realizado para el ltro pasa alto, teniendo en cuenta queel fsup = 500 y las expresiones genéricas para el factor de calidad y frecuencia decorte son:

Q =

√R3R4C3C4

(R3 +R4)C4(5.49)

fsup =1

2π√R3R4C3C4

(5.50)

Se obtiene:Q = 0,730 fsup = 493,9Hz (5.51)

Fijando C3 = C = 100nF y considerando R3 = R4 = R y C3 = 2C4 = C, losvalores de los componentes elegidos son:C3 = 100nFC4 = 47nF

69


R3 = R4 = 4,7k

Valores nales

Según las medidas realizadas en el laboratorio los valores nalmente empleadospara ambos ltros, se muestran en las Tablas 5.2 y5.3.

Resistencias valor medido Capacitores valor nominalR1 55.2k C1 220nFR2 27.1k C2 220nF

Tabla 5.2: Valores utilizados filtro pasa alto

Resistencia valor medido Capacitor valor nominalR3 4.66k C3 100nFR4 4.66k C4 47nF

Tabla 5.3: Valores utilizados filtro pasa bajo

Para la construcción del ltro se utilizaron operacionales LM358. Estos contie-nen dos amplicadores por cada integrado.

En la Figura 5.19 se muestra el circuito con los valores nales.

Figura 5.19: Circuito utilizado y valores de componentes

70

5.5. Respuesta en frecuencia

5.5. Respuesta en frecuencia5.5.1. Respuesta simulada en SPICE

Con los valores de los componentes, se espera tener un polo inferior en finf =18,7Hz y un polo superior en fsup = 498Hz. La respuesta en frecuencia obtenidamediante la simulación se presenta en la Figura 5.20.

Figura 5.20: Respuesta en frecuencia obtenida mediante la simulación

Se observa que la ganancia en banda pasante es de 0dB. Los valores aproximadosde los polos inferior y superior son: finf = 18,6Hz y fsup = 514Hz respectivamente.Esto se corresponde con los valores calculados de forma teórica. El operacionalutilizado en la simulación es de tipo genérico.

Para simular el circuito, se incluye a la salida del ltro, el siguiente modelo deentrada del osciloscopio que se muestra en la Figura 5.21.

Figura 5.21: Modelo de la etapa de entrada del osciloscopio

71


5.5.2. Respuesta experimentalPara obtener la respuesta en frecuencia de forma experimental, se utilizó una

señal de entrada sinusoidal Vin de amplitud 6Vpp y frecuencia variable en el rangode interés. Las medidas se realizaron con el osciloscopio en modo DC y una puntax1. En la Figura 5.22 se exhibe la respuesta en frecuencia obtenida.

Figura 5.22: Respuesta en frecuencia obtenida experimentalmente

Se obtuvo finf = 17,5Hz y fsup = 540Hz. Comparando esto con los valores dela simulación, se tiene que el valor del polo inferior es un 6 % inferior al esperado,mientras que el valor del polo superior es un 5 % superior. La ganancia obtenidaen la banda pasante es de 0dB, tal como se esperaba.

En la Tabla 5.4 se resumen los valores de los polos según el diseño teórico, lasimulación y los datos experimentales. Se agrega una columna con la diferenciaen% respecto a los valores teóricos.

error =fobtenida − fteo

fteo

finf (Hz) error relativo% fsup (Hz) error relativo%

Valor teórico 18.7 0 498 0Simulación 18.6 0.535 514 3.21

Experimental 17.5 6.4 540 8.4

Tabla 5.4: Valor de los polos según el cálculo teórico, la simulación y los datos experimentales

Considerando el error relativo obtenido se puede concluir que los resultados

72

5.6. Filtrado de la fuente de alimentación

alcanzados fueron satisfactorios. La diferencia obtenida puede deberse a que elvalor de los capacitores sea distinto a su valor nominal.

5.6. Filtrado de la fuente de alimentaciónPara mantener el voltaje estable ante la demanda del circuito y eliminar ruidos

se realiza un ltrado a la fuente de alimentación, el circuito se muestra en la Figura5.23.

Figura 5.23: Filtrado de la fuente de alimentación

Los capacitores electrolíticos C7 y C8, permiten mantener el voltaje estable.Se encargan de ltrar o eliminar el rizado de la señal, conocido como ripple. Loscapacitores cerámicos C5 y C6, son útiles para el ltrado de ruido de alta frecuencia;donde los capacitores electrolíticos pierden sus características de capacitor.

Las fuentes que se muestran corresponden a las empleadas en el laboratorio. Seutilizaron voltajes de alimentación VCC = 5V y VSS = −5V con la fuente en modoserie.

5.7. Circuito final de acondicionamientoEn la siguientes guras se muestran las diferentes etapas del circuito nal.

73


Figura 5.24: Implementación del filtrado de la fuente de alimentación

Figura 5.25: Etapa de amplificación de la señal, con el circuito RLD

74

5.7. Circuito final de acondicionamiento

Figura 5.26: Filtros pasa alto y bajo Butterworth

75

Capítulo 6

Procesamiento de la señal EMG

6.1. IntroducciónEn este capítulo se describe el procesamiento de la señal EMG, cuyo objetivo

es cuanticar la intensidad de la señal proveniente del músculo, luego de haberlaamplicado y ltrado. El procesamiento inicia con una etapa de recticación analó-gica de la señal, luego es muestreada mediante un microntrolador el que nalmentecuantica la intensidad de la señal EMG a partir de las muestras.

6.2. Rectificador de precisiónEl circuito de la Figura 6.1 es un recticador de onda completa de precisión. Se

compone de dos operacionales y dos resistencias de igual valor R1 y R2, presentaalta impedancia de entrada y baja impedancia de salida.

Figura 6.1: Rectificador de onda completa de precisión [56].

A continuación se realiza un análisis detallado del recticador presentado.

Capítulo 6. Procesamiento de la señal EMG

6.2.1. Análisis del circuitoEn todos los casos se asume operacionales funcionando en zona lineal, e ideales,

por lo que su impedancia de entrada es innita.El capacitor C1 se coloca para asegurar la estabilidad del circuito. Su valor debe

ser lo sucientemente grande para garantizar esta estabilidad, pero no tanto comopara producir una distorsión apreciable a la salida [61]. Como regla general se tomaC1 tal que, a la frecuencia fT de ganancia unitaria del operacional, la impedanciadel mismo sea menor a 100Ω [61].

La impedancia de C1 a frecuencia f es:

Z =1

2πfC1(6.1)

Considerando dicha impedancia de 100Ω para fT , siendo esta última del ordende MHz, resulta Z del orden de MΩ en las frecuencias de interés. Por esta razón,se considera al capacitor como un circuito abierto.

El análisis se divide en dos partes dependiendo de la señal VIN de entrada:

Si la entrada es positiva VIN > 0

Se asume inicialmente que el diodo D1 está cortado y el diodo D2 está ope-rando. Con estas hipótesis el circuito equivalente se muestra la Figura 6.2.

Figura 6.2: Circuito equivalente cuando VIN > 0 [56].

Dado que los operacionales están en zona lineal, existe tierra virtual entoncesVIN = (V−)A1 . Como por R1 y R2 no circula corriente, no hay caída depotencial por estas, obteniendo:

VOUT = (V−)A1 = VIN (6.2)

En este caso el valor exacto de las resistencias no es relevante.

Se puede comprobar que las hipótesis realizadas inicialmente sobre el estadode cada diodo se verican.

78

6.2. Rectificador de precisión

Si la entrada es negativa VIN < 0

Se asume que el diodo D1 está operando y el diodo D2 está cortado. Bajoestas hipótesis el circuito equivalente se muestra en la Figura 6.3.

Figura 6.3: Circuito equivalente cuando Vin < 0 [56].

El operacional A2 y las resistencias R1, R2 y R3 forman un amplicadorinversor de ganancia G = −R2

R1. Debido a la tierra virtual de A1, la salida es:

VOUT = GVIN = −R2R1VIN . Si R1 y R2 se toman del mismo valor, se obtiene:

VOUT = −VIN (6.3)

Nuevamente, se puede comprobar que las hipótesis realizadas inicialmentesobre el estado de cada diodo se cumplen.

6.2.2. Valores de los componentesEn esta sección se detalla el criterio de selección de los componentes y los valores

utilizados. El circuito se diseña para ser empleado con una fuente de alimentaciónsimétrica ±VCC .

Operacionales

Para los amplicadores operacionales se utiliza el integrado LM358P que secompone a su vez de dos operacionales. Las características relevantes se muestranen la Tabla 6.1.

fT (MHz) Slew Rate ( Vµs) AOL ( V

mV) Ruido @ 1kHz ( nV√

Hz)

0.7 0.3 100 40

Tabla 6.1: Características de los operacionales utilizados [28].

79


Resistencias

Para evitar que la corriente de los diodos en reverso cause caída de voltajeapreciable en las resistencias y que el ruido térmico no sea considerable, el valor delas mismas debe ser tan pequeño como sea posible. Cuanto menor sea este valor,mayor será la corriente que deben proporcionar los operacionales a su salida. Paracumplir con este compromiso, las resistencias se seleccionan todas con un valornominal de 1kΩ.

Dado que R1 y R2 deben tener el mismo valor, conviene tomarlas al 1 % omenos, la tolerancia de R3 no es crítica.

Capacitor

Dado que el LM358 tiene como fT = 0,7MHz, se debe tomar C1 tal que

XC1 =1

2π0,7MHzC1≤ 100Ω (6.4)

Es decir:

C1 ≥1

2π0,7MHz100Ω= 2,27nF (6.5)

Se utiliza entonces un capacitor con un valor nominal C1 = 4,7nF .

Diodos

Los diodos, junto con el Slew Rate del operacional A1 y la amplitud de la señalde entrada, determinan el tiempo de respuesta del circuito ante un cambio en lapolaridad de dicha entrada [61]. Para disminuir la distorsión en la salida del circuito,se desea que este tiempo de transición sea lo menor posible. Las característicasdeseables de los diodos son:

baja caída de voltaje en polarización directa.

alta velocidad de conmutación.

baja capacitancia de juntura.

baja corriente de fuga en polarización inversa.

Se eligen diodos de tipo 1N4148 por su disponibilidad y por cumplir razona-blemente con estos requisitos.

El circuito nal con sus valores nominales correspondientes se muestra en laFigura 6.4.

80

6.2. Rectificador de precisión

Figura 6.4: Circuito con los valores nominales utilizados.

6.2.3. Simulación del circuito

Las simulaciones se realizan cargando al circuito con un modelo de entrada x1del osciloscopio. Se utilizan los operacionales por defecto del simulador LTSpice,modicando los valores de algunos de sus parámetros para que coincidan con losdel operacional LM358 utilizado 1.

Respuesta temporal

La Figura 6.5 muestra la respuesta del circuito ante una entrada sinusoidal de1V y frecuencia de 100Hz. La señal de entrada es recticada en onda completa sinque exista una caída de voltaje apreciable.

1Se utiliza: Avol=0.1Meg GBW=0.7Meg Slew=0.3Meg

81


Figura 6.5: Respuesta del circuito a una señal de 1V y 100Hz

Si se disminuye la amplitud de la entrada o aumenta la frecuencia, la distorsiónen la salida aumenta [61]. La Figura 6.6 muestra la respuesta ante una entrada de1kHz y 100mV. La distorsión se da en el cambio de polaridad.

Figura 6.6: Respuesta del circuito a una señal de 100mV y 1kHz

6.3. Placa Arduino

Una vez que la señal EMG ha sido recticada en forma analógica, debe seradquirida por un microcontrolador para su posterior procesamiento. Para esto seutiliza una placa Arduino UNO en su versión R2 (Revisión 2). La Figura 6.7 mues-tra una vista superior de la misma.

82

6.3. Placa Arduino

Figura 6.7: Vista superior Arduino UNO versión R2 [5].

6.3.1. Características del ArduinoLa Tabla 6.2 resume las características generales de la placa utilizada.

Microcontrolador ATmega328Voltaje de operación 5V

Voltaje de alimentación 6-20 VPines digitales de E/S 14 (6 proveen salidas tipo PWM)

Pines analógicos de entrada 6 (A0 a A5)Corriente máxima por cada pin de E/S 40mA (50mA para el pin de 3.3V)Corriente máxima total por pines E/S 200mA

Memoria FLASH 32kB (0.5kB para el bootloader)Memoria SRAM 2kB

Memoria EEPROM 1kBVelocidad del reloj 16MHz

Tabla 6.2: Características de la placa Arduino UNO

El software para programar y conectarse con la placa es provisto por Arduino[5], se utiliza la versión 1.6.1.

La comunicación entre la computadora y el Arduino se realiza mediante un cableUSB, que permite dar alimentación al Arduino. También es posible energizarlo

83


mediante una fuente externa.

6.3.2. Código ArduinoEl microcontrolador en la placa Arduino se programa mediante un lenguaje

basado en Wiring, mientras que el entorno de desarrollo, en Processing. El códigose compone de dos grandes partes:

setup(): donde se conguran los pines de la placa y se inicializan variables(se ejecuta una única vez)

loop(): contiene el código principal de la rutina que se quiere implementar(se ejecuta repetidas veces)

Funciones

Arduino provee varias funciones predenidas que facilitan la implementaciónde la tarea deseada. Algunas se describen a continuación:

pinMode(x,modo): congura el pin digital x para comportarse como modoentrada (INPUT) o salida (OUTPUT). Los pines analógicos A0 a A5 sonsiempre de entrada.

digitalWrite(x,valor): asigna el valor HIGH (5V) o LOW (0V) al pin digitalx

digitalRead(x): lee el estado del pin digital x

analogRead(x): lee el valor de tensión en el pin analógico x

analogReference(ref): ja el voltaje de referencia utilizado para la conversiónAD. Los posibles valores son: DEFAULT (5V), INTERNAL (1,1V), EXTER-NAL (utiliza el voltaje conectado al pin AREF de la placa)

analogWrite(x,ciclo): Para los pines de tipo PWM, ja el ciclo de trabajo dela señal PWM del pin x. El ciclo de trabajo tiene una resolución de 8 bits(valores de 0 a 255)

delay(t): permite esperar un tiempo t expresado en milisegundos. Se debeusar con precaución ya que bloquea las interrupciones que se puedan originardurante su ejecución.

La Figura 6.8 muestra un ejemplo de un programa sencillo que enciende y apagael LED ubicado entre el pin 13 y GND de la placa Arduino.

84

6.3. Placa Arduino

Figura 6.8: Ejemplo de uso de las funciones de Arduino

Estructuras de controlAdemás de las funciones mencionadas, se dispone de estructuras de control

clásicas como ser: if, while, for, do/while y switch/case. Ejemplos se muestran acontinuación:

if:

if(condición A) // realiza operación Aelse if(condición B) // realiza operación Belse // realiza operación C

while:

while(condición)

for:

for(int var=inicial; var≤maximo; var++)

Variables y constantesAntes de poder utilizar una variable, debe ser declarada. Esto implica denir

el tipo de dicha variable. La Tabla 6.3 muestra las características de los distintostipos de variables que se pueden emplear.

85


Tipo de variable Rango de valores Memoria utilizada

boolean 0 o 1 (verdadero o falso) 8 bitschar -128 a 127 8 bitsbyte 0 a 255 8 bitsint -32768 a 32767 16 bits

unsigned int 0 a 65535 16 bitslong ' −2,14x109 a ' 2,14x109 32 bits

unsigned long 0 a ' 4,29x109 32 bitsoat ' −3,40x1038 a ' 3,40x1038 32 bitsdouble En el Arduino UNO equivale al tipo oat

Tabla 6.3: Tipos de variables disponibles

El tipo de variable oat es el único que permite trabajar con valores numéricosno enteros (con cifras decimales). Si bien el uso de variables tipo oat permitemayor exactitud, requiere más tiempo de cálculo por parte del procesador.

6.3.3. Comunicación con la PCDurante la ejecución de un programa, es posible intercambiar datos entre el

Arduino y la PC mediante la conexión USB entre ambos. Esto resulta útil paradepurar el código. Para realizar el intercambio de datos, se establece una comuni-cación serie mediante los pines 0 (RX) y 1 (TX). El software de Arduino provee unMonitor Serie para visualizar los datos de la comunicación.

En el código, lo primero que se debe hacer es establecer la conexión en la secciónsetup(). Para esto se utiliza la función Serial.begin(baudios), donde baudios es latasa de transmisión de datos, usualmente 9600 bps. Posteriormente los datos seintercambian en la sección loop() mediante los siguientes comandos:

Serial.print(valor,formato): envía el dato valor desde el Arduino a la PC. Elformato dene la base utilizada para representarlo. Por ejemplo para númerosen base 10 se utiliza formato=DEC.

Serial.println(valor,formato): similar al comando anterior pero además envíaun caracter de nueva línea.

Serial.read(): lee un byte proveniente de la PC a través de la comunicaciónserie.

6.4. Procesamiento en el dominio del tiempoEn esta sección se describen distintas formas de cuanticar la intensidad de

la señal EMG en el dominio del tiempo. Se asume que se dispone de N datos xicorrespondientes a muestras de la señal EMG.

Los cuanticadores de intensidad más utilizados son los siguientes [25]:

86

6.4. Procesamiento en el dominio del tiempo

Valor absoluto medio: MAV = 1N

i=N∑i=1|xi|

Raíz cuadrada media: RMS =

√1N

i=N∑i=1

x2i

Desviación estándar experimental: STD =

√1

N−1

i=N∑i=1

(xi − x)2 donde x =

1N

i=N∑i=1

xi es la media experimental.

Valor absoluto medio diferencial: DMAV = 1N

i=N∑i=2|xi − xi−1|

Como las muestras provienen de una señal recticada, se puede asumir que losvalores xi son no negativos. Por lo tanto es posible prescindir del valor absoluto enla expresión del MAV, simplicando la implementación del código y reduciendo lacantidad de operaciones realizadas por el procesador del Arduino.

6.4.1. Cálculo en tiempo realEn el dispositivo nal, las muestras xi se actualizan cada cierto tiempo, de

forma de poder calcular un nuevo valor de la intensidad de la señal EMG. Con esten se plantean dos alternativas que se describen a continuación.

Ventanas disjuntas

Se utilizan ventanas temporales de T datos de largo y disjuntas entre sí. Elcuanticador de la señal EMG se actualiza de la siguiente forma:

1. se toman T datos x1, x2, . . . , xT .

2. se calcula el cuanticador (MAV, RMS, etc.)

3. se descartan todos los datos

4. se toman T datos nuevos x1, x2, . . . , xT

5. se calcula el cuanticador a partir de los nuevos datos

Se continua iterando de esta forma.El valor del cuanticador se actualiza cada T muestras. Si la frecuencia de

muestreo es del orden de kHz, el tiempo entre cada actualización será del orden deTms. Existe un compromiso entre el ancho de la ventana y el tiempo de respuestadel circuito.

87


Ventana deslizante

Una alternativa consiste en emplear ventanas de tamaño T que no sean dis-juntas sino solapadas. En este caso el cuanticador se actualiza como se describe acontinuación.

En un paso dado del algoritmo:

se tienen T muestras de la señal EMG.

se calcula el cuanticador deseado (MAV, RMS, etc.)

En el próximo paso:

se obtiene una nueva muestra de la señal EMG y se reemplaza el dato másantiguo por dicha muestra

se calcula el cuanticador deseado (MAV, RMS, etc.)

En este caso el valor del cuanticador se actualiza cada vez que se adquiere unanueva muestra.

Se deben esperar T pasos desde que inicia el sistema para que el valor del cuan-ticador tenga sentido. En la practica esto no es problema ya que, si la frecuenciade muestreo es del orden de kHz, el tiempo a esperar (por única vez) será del ordende Tms.

Media Móvil

Cuando el cuanticador utilizado es el MAV y los datos son no negativos,el algoritmo de ventana deslizante descripto se conoce como Media Móvil (Mo-ving Average). Presenta la ventaja de ser de fácil implementación y bajo costocomputacional. Requiere almacenar T datos, lo cual puede ser una limitante en unmicrocontrolador de poca capacidad de memoria.

Si denotamos por x a las muestras de la señal EMG y por y a los valores de lamedia móvil, en el paso i la actualización está dada por [57]:

yi =xi + xi−1 + · · ·+ xi−(T−1)

T(6.6)

Esto implica T sumas y una división, por lo que el costo computacional crece lineal-mente con la cantidad de datos T . Es posible disminuir la cantidad de operacionesmediante la siguiente implementación recursiva, válida para i > T :

yi = yi−1 −xi−TT

+xiT

(6.7)

Ahora solamente se deben realizar 2 divisiones y 2 sumas en cada paso, inde-pendiente de cuál sea el valor de T . Esto no evita tener que almacenar los T últimosdatos, es decir que el costo en memoria se mantiene inalterado.

88

6.4. Procesamiento en el dominio del tiempo

La Media Móvil es un ltro pasabajo discreto de Respuesta al Impulso Finita(FIR), si se aplica este ltro a una función impulso unitario, su respuesta está dadapor:

h(m) =

1T m = 0, 1, · · · , T − 10 en otro caso

(6.8)

Aquí se ve que es un ltro de tipo FIR como se mencionó anteriormente.La respuesta en frecuencia de este ltro se puede obtener aplicando la Trans-

formada de Fourier en Tiempo Discreto (DTFT) a la respuesta al impulso:

H(jw) =1

T

m=T−1∑m=0

e−jwm =1

T

1− e−jwT

1− e−jw(6.9)

En la última igualdad se utilizó la conocida expresión para una suma de tipogeométrico. La amplitud de la respuesta en frecuencia es:

|H(jw)| = 1

T

|sen(wT2 )|sen(w2 )

(6.10)

Válida cuando w ∈ [0, π] 2. Esta se muestra en la Figura 6.9 para distintosvalores de T .

Figura 6.9: Respuesta en frecuencia Media Móvil

2Al estar muestreando a una frecuencia fs, la máxima frecuencia admisible para la

señal de entrada es fs2 . Como a fs le corresponde una frecuencia angular 2π, la frecuencia

angular máxima admisible será wm = 2π2 = π.

89


Se observa que la respuesta corresponde a la de un ltro pasabajos. Al aumentarla cantidad de muestras T , disminuye la frecuencia de corte.

Una característica no deseada de este ltro es su baja atenuación en la zona deparada (stopband). Esto se puede mejorar si en cada paso se lo aplica dos o másveces. A cambio se debe asumir el mayor costo computacional.

6.5. Muestreo y Procesamiento mediante Matlab-ArduinoInicialmente se utilizó la placa Arduino en conjunto con el software Matlab

para adquirir y procesar los datos de la señal EMG. Esto permitió un trabajo amás alto nivel, lo cual facilitó los ensayos y la depuración del código que nalmenteiba a ser implementado en lenguaje C.

6.5.1. MuestreoPara poder adquirir datos de la señal EMG, se utiliza la biblioteca Arduino IO

provista por Matlab. Esta permite la comunicación con el Arduino mediante coman-dos de Matlab. Previamente se debe cargar en el Arduino el archivo adiosrv.pdey mantenerlo conectado al puerto USB de la computadora.

Los comandos Matlab disponibles son [1]:

arduino(puerto) - permite crear un objeto de tipo Arduino, indicando elpuerto de la computadora al que se conecta.

analogRead(x) - lee un dato desde el pin x, siendo este una entrada analógica.

analogWrite(x,y) - escribe el valor y en la salida analógica del pin x.

digitalRead(x)- lee un dato desde el pin x, siendo este una entrada digital.

digitalWrite(x,y) - escribe el valor y en el pin digital x.

pinMode(x,modo) - permite congurar al pin x en modo entrada ('input') osalida ('output')

analogReference(referencia) - permite indicar el voltaje de referencia utiliza-do para la conversión AD. Los valores posibles para referencia son: 'default'(Vcc), 'internal' (1.1V en Arduino 1), 'external'.

delete(a) - elimina el objeto a de tipo Arduino

En este trabajo se emplea la tensión de referencia interna 1,1V .

6.5.2. ProcesamientoUtilizando la biblioteca descripta anteriormente, se implementó un código en

Matlab para adquirir y procesar datos de la señal EMG. Se calcularon los valoresRMS, MAV, STD y DMAV. Considerando que en la aplicación nal el procesa-miento es realizado en tiempo real, se añade el uso de ventanas deslizantes. Elcódigo se muestra en el Apéndice B.1.

90

6.5. Muestreo y Procesamiento mediante Matlab-Arduino

Relación peso-intensidad

Experimentalmente se obtuvo la relación entre cierto peso soportado por unpaciente y la intensidad de la señal EMG correspondiente, utilizando el códigoimplementado.

Especícamente, se adquirieron señales EMG sometiendo el músculo a esfuerzosde 1kg hasta 4kg con incrementos de 1kg. Previamente se adquirió la señal con elmúsculo sin realizar esfuerzo. El procedimiento se realizó manteniendo el músculoen una posición isométrica, a un ángulo de 90 grados y con el peso apoyado sobrela palma de la mano como se muestra en la Figura 6.10.

Figura 6.10: Procedimiento utilizado

La señal obtenida incluye las etapas de transición en las cuales se incrementael peso.

Para cada una de las señales se calcularon los valores MAV, RMS, STD yDMAV utilizando una ventana deslizante de largo T = 64 muestras. Las pesas seañaden cada 200 muestras. Las primeras T = 64 muestras no deben ser tenidas encuenta en el análisis pues el vector de datos aún no está lleno.

En la Figura 6.11 se muestran los resultados obtenidos para dos pacientes dis-tintos.

Para cada paciente, el valor de los cuanticadores crece al incrementar el peso.Se observa además que el comportamiento es similar para ambos. Esto ocurre paralos cuatro cuanticadores empleados.

91


Figura 6.11: Intensidades aumentando el peso - Placa PCB con G = 270

Elección del cuantificador

En el gráco anterior se observa que el comportamiento cualitativo de los dis-tintos cuanticadores es similar. Teniendo en cuenta que el MAV es el que requieremenor costo de procesamiento para su cálculo, se optó por utilizarlo para cuanticarla intensidad de la señal EMG.

En la Figura 6.12 se muestran valores MAV junto con la señal recticada EMGa partir de la cual fueron obtenidos. En particular se puede ver que dicha señal nosatura.

Figura 6.12: Valores MAV junto con la señal EMG

92


6.5.3. Ajuste de la gananciaLa gananacia de las etapas de amplicación se diseñaron considerando que la

señal típica de EMG es del orden de 1mV pico. En particular, la ganancia G3 de lasegunda etapa, se diseñó de forma de obtener el mayor rango entre 0V y la tensiónVref del conversor AD del Arduino.

Una vez implementado el circuito y el código para adquirir y procesar las señalesEMG, se ajustó el valor de la ganancia G3 de forma de obtener el mayor rango devariación para el valor del cuanticador MAV. El procedimiento especíco para laelección de G3 se describe a continuación.

Utilizando el procedimiento ya descripto con las pesas de 1kg, para distintosvalores de ganancia G3, se tomaron muestras de la señal EMG y se procesaronmediante ventana deslizante. Las señales obtenidas se muestran en las Figuras6.13, 6.14 y 6.15.

Figura 6.13: Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 120

Para el cuanticador MAV, que es el que nalmente se utiliza, se observa losiguiente:

para G3 = 120VV la señal aumenta en el rango aproximado [0,05, 0,2]

para G3 = 220VV la señal aumenta en el rango [0,1, 0,3]

para G3 = 260VV la señal aumenta en el rango [0,1, 0,4]

En todos los caso anteriores se observa un crecimiento casi lineal del MAV enrelación al peso soportado.

Si se sigue incrementando la ganancia (G3 = 290, G3 = 314 y G3 = 390), seaprecia que la relación entre el valor MAV y el peso ya no crece en todo el rango de

93




valores sino que parece saturar. Esto se aprecia notablemente para el caso extremoen que G3 = 390. Ver Figura 6.18.

94




Teniendo en cuenta los resultados experimentales, sería conveniente que la ga-nancia estuviera en el entorno de G3 = 260VV . Debido a la disponibilidad de losvalores de resistencias en el mercado, se ja G3 = 271VV .

95



6.6. Muestreo y Procesamiento mediante ArduinoUna vez que el código de procesamiento fue probado y depurado a nivel de

Matlab, se implementa en lenguaje C para el cuanticador MAV con ventana des-lizante.

6.6.1. MuestreoLa placa Arduino dispone de 6 pines de entrada analógica (A0 a A5), per-

mitiendo obtener muestras mediante un conversor analógico digital (ADC), conresolución de 10bits (210 niveles de 0 a 1023).

Una vez jada la referencia del conversor en 1,1V , las muestras son adquiridaspor el Arduino mediante el comando analogRead(convAD), donde convAD indicael número del pin al que se conecta la señal EMG recticada.

La frecuencia de muestreo del Arduino está limitada por el reloj del microcon-trolador y por el tiempo τ que demora el procesamiento de los datos.

6.6.2. ProcesamientoPara el procesamiento se implementó el cálculo del valor MAV mediante el uso

de ventana deslizante de T = 700 muestras.La frecuencia de muestreo fue medida en el osciloscopio mediante el uso de ban-

deras auxiliares en el código Arduino. Se obtuvo fs = 1e6950 = 1052Hz, cumpliendo

con la condición de Nyquist, pues la frecuencia máxima de la señal EMG es 500Hz.

96

6.6. Muestreo y Procesamiento mediante Arduino

Las muestras obtenidas por el conversor AD del Arduino son valores entre 0y 1023. El cálculo del valor MAV se realiza a partir de ellos, teniendo la ventajade que las muestras se pueden almacenar en un arreglo de números enteros, sinrecurrir a uno de tipo oat. Lo que signica un ahorro del 50 % de la memoriautilizada. Esto no es menor teniendo en cuenta que el arreglo de largo T = 700ocupa 1,37kB y la memoria de datos SRAM del Arduino es de 2kB.

La expresión utilizada para la implementación de la media móvil es la mostradaen la Ecuación 6.6.

El código se muestra en el Apéndice B.2.

97

Capítulo 7

Motor y algoritmos de control

En este capítulo se analizan dos tipos de motores: servomotor y motor pasoa paso (MPP). Se describen las características generales de cada tipo, señalandosus ventajas y desventajas. Finalmente se presenta el motor elegido y empleadodurante el desarrollo del proyecto.

7.1. ServomotorEl término servomecanismo se utiliza en general para referirse a un dispositivo

que mediante sensado y realimentación corrige el estado de un sistema. Un servo-motor es un tipo particular de servomecanismo en el cual se controla la posiciónangular del eje o la velocidad de un motor. En su interior, además de un motor,contiene un sensor y un sistema de control.

Los servomotores pueden ejercer un gran par en el eje en relación a su pe-queño tamaño y son capaces de emplear motores de corriente alterna (AC), decorriente continua (DC) o brushless. La señal de control utilizada suele ser de tipoModulación de Ancho de Pulso (PWM) con período jo.

Dependiendo de la característica de rotación, se encuentran disponibles en elmercado dos tipos de servo: estándar y de rotación continua.

Los servomotores estándar pueden rotar entre 0o y 120o−180o. En estos, resultade interés la velocidad de transición entre dos ángulos. Suele expresarse en segundospor cada 60 grados ( s

60o ) y reere al caso en que no hay carga mecánica en el eje delmotor [41]. El tiempo de transición entre ángulos disminuye al aumentar el voltajede alimentación VCC .

Por su parte, los servomotores de rotación continua pueden girar los 360 gradosde forma continua, tal como lo expresa su nombre. En este caso, se controla lavelocidad de giro del motor en lugar de la posición del eje. Es posible modicar unservo estándar para que gire de forma continua [50].

Según su mecanismo de control interno, se pueden clasicar en analógicos odigitales, teniendo estos últimos un microcontrolador incorporado.

En comparación con los analógicos, los servos digitales permiten una respuestade control de posición más rápida y un par mayor y más estable [41]. Consumen

Capítulo 7. Motor y algoritmos de control

más energía debido a que utilizan una mayor cantidad de pulsos por segundo parael control de la posición [43] y son de mayor costo.

A continuación se describen, debido a su uso en el presente trabajo, caracte-rísticas especícas de los servomotores de tipo analógico, rotación estandar y quecontienen motores DC de imanes permanentes.

7.1.1. Componentes internosComo se muestra en la Figura 7.1, el interior del servo contiene:

Motor DC de imanes permanentes.

Caja de engranajes reductora: disminuye la velocidad de giro del motor ypermite aumentar el par máximo que puede ejercer el servo.

Sensor de la posición: usualmente es un potenciómetro (resistencia variable)solidario al eje.

Circuito que controla la posición del eje: tiene en cuenta el ángulo deseadoindicado por el usuario y la medida de la posición actual dada por el sensor.

Figura 7.1: Interior de un servomotor (tomado de [26])

7.1.2. Señal de controlEl control del servo se realiza mediante una señal PWM de período jo, usual-

mente T = 20ms (50Hz). Para la mayoría de los servomotores, basta que el períodode la señal rectangular se encuentre en el rango de 5ms (200Hz) a 25ms (40Hz) [24].

100

7.1. Servomotor

Se debe aclarar que los servos no responden al ciclo de trabajo τ = TonT de una

señal rectangular, sino al ancho de pulso Ton de la misma [6]. Al ser el período Tjo, el ciclo de trabajo y el ancho de pulso son proporcionales. Por este motivo lostextos suelen indicar que el control de un servomotor es por PWM.

Si bien la relación entre la posición del eje (θ) y el ancho de pulso varía de unmodelo a otro, los valores usuales son:

Si Ton = 1,0ms → θ = 0o

Si Ton = 1,5ms → θ = 90o (centrado)

Si Ton = 2,0ms → θ = 180o

Otros valores de Ton dan ángulos intermedios a los anteriores

Figura 7.2: Posición del eje del servomotor según la señal de control (fuente: robotplat-form.com)

Además de la señal de control PWM, el servo provee la alimentación (VCC) yGND. La amplitud de la señal de control habitualmente se encuentra en el rangode 3 a 5 Volts [42]. Se puede utilizar una resistencia en serie con la señal de controlpara protegerla de posibles sobrecorrientes ante fallos, un valor comunmente usadoes R = 220Ω [6].

7.1.3. Mecanismo de controlEl servo contiene un comparador que calcula el error e = θr − θm y acciona

el motor DC mediante un puente H. Siendo θm el ángulo actual, indicado por elsensor interno y θr el ángulo deseado, indicado por la componente de continua dela señal PWM.

Usualmente el algoritmo de control es de tipo proporcional, el motor gira a unavelocidad proporcional al error y en el sentido correcto para que este disminuya.Servomotores más sosticados pueden implementar otros algoritmos de control.

Mientras exista una señal de control, el servo intentará mantener la posiciónindicada por dicha señal, incluso ante una fuerza externa aplicada en el eje [24].En caso de no recibirla, permite que su eje se mueva libremente por una fuerzaexterna sin intentar mantener una posición angular ja [42].

101


Figura 7.3: Mecanismo de control de un servomotor (fuente: robotplatform.com)

Un circuito integrado muy usado por los fabricantes de servomotores analógicospara realizar el control es el M51660L de Mitsubishi.

“Banda muerta” (“deadband”)

Una forma de conocer qué tan exacto es el control de posición del servo esmediante la especicación brindada por el fabricante, denominada banda muerta.Usualmente se presenta en µs.

Si el error (e = Ton(θr) − Ton(θm)) es menor al ancho de banda muerta, elcontrolador del servomotor considera que se alcanzó el ángulo deseado [42]. Porejemplo, si la banda muerta es de 5µs y el servo está centrado con un ancho depulso Ton = 1,5ms, entonces con un ancho de pulso de Ton = 1,5ms ± 3µs, elcontrolador considera que el servo está centrado.

Esta banda evita que el controlador del servo haga girar el motor repetidasveces en uno y otro sentido, intentando llevar el eje a la posición exacta θr deseada.Es decir, impide que el servo oscile en torno a dicha posición.

En los servos digitales el ancho de la banda muerta puede ser modicada.

7.1.4. Alimentación y consumo de corrienteLa mayoría de los servos utilizan un voltaje de alimentación VCC nominal entre

4.8 y 6.0 Volts [42].La corriente consumida por el servo es requerida principalmente por el motor

DC del mismo. El sistema de control suele consumir una corriente muy pequeña deentre 5mA a 8mA en estado de reposo [41]. Cuando el servo no tiene carga mecánicaen su eje consume poca corriente. En caso contrario, la corriente consumida esproporcional a dicha carga [3].

7.1.5. Par máximoLa caja reductora cumple dos funciones: disminuir la velocidad de giro del

motor DC y aumentar el par máximo que el servo puede ejercer.

102

7.2. Motores paso a paso

En unidades internacionales el par máximo se mide en Nm. En particular enservomotores, este par máximo se expresa comúnmente en kg ∗ cm. Si se quiereconvertir a Nm se multiplica por g

100 , siendo g la constante gravitatoria. Otraunidad utilizada es el kg ∗ f (kilogramo-fuerza) que al multiplicar por g se obtieneNm.

El máximo par que puede ejercer el servomotor es proporcional a la alimentaciónVCC y el fabricante lo proporciona, en general, referido a un ángulo jo.

Durante una transición entre un ángulo y otro, el par suele ser menor al quese ejerce en un ángulo determinado. Esta diferencia es menos notoria en los servosdigitales.

Una forma de medir el par máximo, en la cual se utiliza una balanza, se muestraen [7].

7.1.6. Material de los engranajesLos engranajes de la caja reductora pueden ser de plástico o de metal. Los

últimos son más resistentes y pueden soportar mayores cargas mecánicas, aunquese desgastan más rápidamente y hacen que el servo pierda exactitud en su posición[41, 42]. Existen engranajes de plástico reforzado (karbonite) que combinan lasventajas de los dos tipos mencionados anteriormente [42].

7.1.7. Marcas y compatibilidadLos cuatro fabricantes de servomotores más conocidos actualmente son: Futaba,

Hitec, Airtronics y JR radios; siendo Futaba y Hitec los que dominan el mercado.En general existe compatibilidad entre los distintos fabricantes, sin embargo unadiferencia notable es que Hitec utiliza 24 dientes en el eje visible del motor mientrasque Futaba 25 [41,42].

7.2. Motores paso a pasoLos motores paso a paso (MPP) son controlados mediante pulsos. Cada pulso

hace rotar al eje un determinado ángulo. Contrario a lo que ocurre con los servo-motores, este no cuenta con realimentación de la posición o velocidad, el control esen lazo abierto.

El MPP más difundido es el unipolar de 4 fases. Se compone de 4 bobinados,utilizando 8 cables (2 por bobinado). Se puede considerar que los cables a conectaral controlador son en realidad 5 ya que usualmente se unen los extremos de cadabobinado a un punto eléctrico común 1.

Si se desea que el giro del motor sea de forma continua, lo usual es energizar lasbobinas adyacentes en secuencia 2. Para mantener el eje del motor en una posición

1Denominados unipolares debido a que la polaridad de la fuente no es invertida durante

su funcionamiento. Los bipolares, son accionados mediante la inversión de la polaridad de

la fuente.2Hay otra forma de funcionamiento que implica energizar dos bobinas a la vez

103


Figura 7.4: Interior de un MPP [58]

ja (sin que gire), se debe mantener energizada una sola bobina.

7.2.1. Ángulo de pasoEl ángulo de paso indica cuántos grados rota el eje del MPP con cada pulso.

Dependiendo del motor, este puede variar desde 4θ = 1, 8o hasta 4θ = 900. Estepaso determina la cantidad de pulsos necesarios para lograr una revolución delmotor. Por ejemplo si 4θ = 1, 8o, el motor debe recibir 200 pulsos para dar unavuelta completa.

7.2.2. Velocidad de rotaciónEl número de pulsos por segundo que puede manejar un MPP está acotado,

por lo tanto también su velocidad de rotación, limitándola al orden de 100 rmin a

200 rmin para los motores más usados. Los paso a paso más pequeños admiten un

número de pulsos por segundo del orden de 1000, mientras que los de mayor porte,hasta unos 200 o 300 pulsos por segundo [58].

7.2.3. Par de funcionamientoDurante su funcionamiento, un MPP provee un par aproximadamente tres veces

menor al entregado por un motor DC con características similares de peso y tamaño[58]. A diferencia de los motores DC que suministran mayor par a altas velocidades,los MPP entregan mayor par al disminuir la misma. cuanto más lento se estémoviendo un MPP, mayor será el par que este puede aplicar en el eje.

7.2.4. Voltaje y corrienteLos voltajes de operación para un MPP comúnmente son de 5V, 6V y 12V. La

corriente se expresa en Amperes por fase.

104

7.3. Motor utilizado

7.2.5. Señal de control

Los pulsos que controlan el MPP pueden ser generados por un microcontrolador.Dado que las señales de control no son capaces de entregar la corriente necesariapor cada fase del MPP, se deben añadir transistores de potencia.

Figura 7.5: Control de un MPP mediante un microcontrolador [58]

En caso de no disponer de un microcontrolador, se puede utilizar un circuitointegrado (CI), por ejemplo el UCN5804, especíco para el control, el cual generala secuencia de pulsos necesaria. Para el funcionamiento de dicho CI, se requiereun único pulso a su entrada, que le indica cuándo incrementar un paso en el girodel motor.

7.3. Motor utilizado

Durante el desarrollo de este trabajo se utiliza el servomotor analógico HS-805BB de la marca Hitec, de rotación estándar entre 0o y 180o. Fue adquiridoen Sparkfun con un costo en origen de USD 39.95. Su masa es de 152g y cuyasdimensiones son 66x30x57.6 mm.

105


Figura 7.6: Servo utilizado

Puede ser alimentado con VCC entre 4.8 y 6.0 Volts. En la tabla 7.1 se resumensus características mecánicas más relevantes para estos dos valores de alimentación:

VCC (V)4.8 6.0

Par máximo (kgcm) 19.8 (1.98Nm) 24.7 (2.47Nm)

Vel. Transición 0,19s60o

0,14s60o

Tabla 7.1: Características del servo utilizado

Este servo presenta un alto par máximo en comparación con modelos similares,los cuales tienen valores entre 4 a 8 kgcm (@6.0V).

Su relación entre el tiempo Ton de la señal de control y los ángulos θ másrelevantes es:

Ton = 544us → θ = 0o

Ton = 1500us → 90o

Ton = 2450us → θ = 180o

En reposo consume una corriente de 8mA. En funcionamiento, sin carga enel eje, utiliza 700mA, mientras que si debe oponerse a una carga mecánica es delorden de 1A a 2A.

7.4. Control del servomotorEn esta sección se describe el control del ángulo del servomotor a partir de la

señal EMG ya procesada, utilizando los valores MAV de la misma.

106

7.4. Control del servomotor

7.4.1. Señal PWM de ArduinoLa placa Arduino dispone de 6 pines (3, 5, 6, 9, 10 y 11) que permiten generar

una señal PWM mediante el comando analogWrite(). Sin embargo, esta no resultaútil para controlar el motor, debido a que los servos requieren señales PWM cuyoperíodo esté comprendido entre 5ms (200Hz) y 25ms (40Hz); mientras que la señalgenerada por el Arduino tiene un período cercano a los 2ms (500Hz).

En este proyecto, como alternativa al uso del comando analogWrite(), se empleala librería Servo que provee Arduino.

7.4.2. Librería “Servo” de ArduinoLa librería Servo provee de comandos que permiten generar las señales PWM

necesarias para controlar el motor. Se la debe incluir en el código, previo a lasección setup(), utilizando el comando #include < Servo.h > [5].

Sus funciones más importantes son:

attach(x,min,max):

x indica el pin que controla el servo.

min es el valor en microsegundos del ancho de pulso correspondiente a0o (544µs por defecto).

max es el valor en microsegundos del ancho de pulso asociado a 180o

(2400µs por defecto).

write(θ): mueve el servo al ángulo θ siendo este un entero entre 0o y 180o.

read(): indica el último ángulo enviado al servo.

detach(x): libera el pin x indicando que se dejará de usar.

Previo al uso de las funciones de esta librería, se debe declarar una variable detipo Servo, la cual tendrá asociada las funciones denidas anteriormente.

En la placa Arduino UNO, el uso de la librería Servo, inhabilita el uso deanalogWrite() para los pines 9 y 10. La Figura 7.7 muestra la señal PWM generadapara un ángulo de 180o.

7.4.3. Cálculo del ánguloPara determinar el ángulo a partir del valor MAV de la señal EMG, se utiliza

una conversión lineal donde a los valores MAVmax y MAVmin se le asocian losángulos θ = 180 y θ = 0 respectivamente. El ángulo empleado es el resultado deredondear el siguiente valor:

(MAV −MAVmin)(180

MAVmax −MAVmin) (7.1)

donde MAV , MAVmin y MAVmax toman valores entre 0 y 1023.

107


Figura 7.7: Señal PWM de control generada con la librería Servo

Los valores MAVmin y MAVmax se elijen mediante un procedimiento inicial decalibración donde:

MAVmin se obtiene con el músculo en posición isométrica y sin realizar esfuerzo.MAVmax se obtiene con el músculo en posición isométrica y realizando el es-

fuerzo deseado para cerrar la mano.Arduino dispone de la función round(x) para redondear el valor otante x a

un número entero. Previamente se debe incluir la librería math.h en la secciónsetup() del código.

108

Capítulo 8

Diseño y construcción de la placa PCB

8.1. Introducción

Durante el proceso de diseño de la interfaz, sus distintas versiones fueron imple-mentadas en una placa protoboard. Esto permite realizar pruebas y modicacionesal diseño original de cada etapa. Por ejemplo, en la etapa de amplicación se sus-tituye la conguración de tres operacionales por el integrado INA128 y se añadeuna segunda etapa de ganancia.

En las Figuras 8.1 y 8.2 se muestran las dos versiones con las que se trabaja enel protoboard.

Figura 8.1: Versión inicial de la interfaz en el protoboard

Una vez obtenida la versión nal, se construye una placa PCB de dicho circuito.

Capítulo 8. Diseño y construcción de la placa PCB

Figura 8.2: Versión final de la interfaz en el protoboard

8.2. DiseñoLa placa fue diseñada utilizando el software libre KiCad 1. Inicialmente se

realiza el esquema del circuito para luego asignar componentes físicos a cada com-ponente eléctrico, todos de oricio pasante (Through Hole), lo cual simplica elsoldado de los mismos.

Las pistas empleadas tienen un ancho de 0.9mm.En la Figura 8.3 se muestra una vista en KiCad del diseño mencionado.Con el objetivo de disminuir el tamaño de la placa, se crea para ser impresa

con dos caras de cobre, requiriendo 6 vías para conectar ambos lados.Las dimensiones nales son 7.2cm x 6.5cm. Si hubiera sido necesario disminuír

aún más el tamaño de la placa, porque la aplicación así lo exigiera, sería convenienteel uso de componentes de montaje supercial (SMD).

En el diseño se prevé el uso de conectores para los cables de los electrodos,fuente de voltaje y señal de salida. Esto evita tener que soldarlos a la placa.

En la Figura 8.4 se muestra una vista previa 3D de la placa y sus componentes.

8.3. Fabricación y construcciónSi bien en una primera instancia se piensa en imprimir la placa en el laboratorio

del Instituto de Ingeniería Eléctrica (IIE), no se pudo concretar por desperfectos enla prototipadora. Como consecuencia la fabricación se realiza en la empresa local

1Versión 2013-07-07 BZR 4022 stable para Windows

110

8.3. Fabricación y construcción

Figura 8.3: Vista en KiCad de la placa diseñada

Figura 8.4: Vista en 3D de la placa

Eneka, su costo fue de $840 (USD 32) y el plazo de entrega fue de 15 días. En laFigura 8.5 se exhibe una de las caras de la placa.

Se soldaron las vías, resistencias, capacitores cerámicos y conectores. Luego secolocaron los capacitores electrolíticos y los integrados.

La Figura 8.6 muestra la cara superior de la PCB con todos los componentesya soldados.

Como se informa en secciones anteriores, la placa nal fue probada experimen-talmente, obteniendo resultados similares a los del protoboard.

111

Capítulo 8. Diseño y construcción de la placa PCB

Figura 8.5: Una de las caras de la placa PCB, sin montaje de los componentes

Figura 8.6: Cara superior de la placa PCB con todos sus componentes

112

Capítulo 9

Diseño y construcción de la manomecánica

9.1. Introducción

Con el objetivo de reproducir el movimiento de la mano al sujetar un objeto,inicialmente se compra una pinza comercial. Esta permite vericar los resultadosobtenidos, observando la relación entre la contracción del músculo y el abrir y cerrarde la pinza.

Posteriormente buscando un diseño más realista y estético, se establecieronvínculos con la Escuela Universitaria Centro de Diseño (Facultad de Arquitectura),pensando en la posibilidad de realizar una implementación 3D de la mano.

Durante el transcurso del proyecto se trabaja en forma conjunta, desarrollandodistintos prototipos hasta alcanzar nalmente el diseño, cuyos requerimientos sonlos deseados y permiten cumplir el criterio de éxito.

A continuación se describe el camino recorrido.

9.2. Modelo inicial: pinza comercial

Para comenzar las pruebas se compra en el mercado exterior, precisamenteen Sparkfun, la pinza comercial que se muestra en la Figura 9.1. La misma fueadaptada para ser acoplada correctamente al servomotor. Ver Figura 9.2

Se experimenta sujetar con la pinza, controlada por la señal EMG, distintosobjetos. Vasos de plástico y de vidrio, así como botellas de 500mL vacías sonsostenidas por la misma, pero no con suciente rmeza debido a sus dos únicospuntos de apoyo.

Capítulo 9. Diseño y construcción de la mano mecánica

Figura 9.1: Pinza comercial

Figura 9.2: Acoplamiento de pinza con servo

9.3. Diseño e impresión CAD

El diseño CAD de la pinza se realiza basándose en el proyecto Flexy Hand [33],realizando cambios signicativos en el antebrazo, que permitieran el montaje delmotor y hardware necesario para el tratamiento de la señal.

Otros modelos fueron desarrollados previamente, no cumpliendo con las espe-cicaciones. En la Figura 9.3 se muestra uno de estos prototipos.

114


Figura 9.3: Primer mano impresa 3D

9.3.1. Materiales, software e impresora 3D

Los materiales generalmente utilizados para impresoras 3D son ABS (acriloni-trilo butadieno estireno) y PLA (ácido poliláctico) [46].

El ABS tiene un alto punto de fusión, entre 230o y 260o, se puede lijar, perforar,pintar y pegar con facilidad, y el acabado siempre es muy bueno. Ciertas caracte-rísticas como resistencia y exibilidad, lo convierten en un material perfecto paraaplicaciones industriales

El PLA con un punto de fusión mucho menor al ABS, no necesita una basecaliente para la impresión. Es muy difícil de pintar o unir entre sí. Sus desventa-jas con respecto al ABS radican en su durabilidad y resistencia a temperaturaselevadas, el PLA se empieza a descomponer a partir de los 50o o 60o. El costo essensiblemente más alto que el ABS.

El software para el diseño es Rhinoceros, es un programa de modelado en tresdimensiones que se basa en supercies NURBS (representaciones geométricas defunciones matemáticas), y no en supercies poligonales. Las NURBS se consideranlas supercies más perfectas frente a las poligonales, pues permiten crear cualquiermodelo, sencillo o complejo, con un control total sobre la forma nal y con relativasencillez y rapidez [2]. Además se utiliza para la visualización 3D, software onlinecomo Tinkercad y Grabcad.

MakerBot fue la impresora empleada para la fabricación de las piezas. La formade cargar los archivos es a través de un software Escritorio Makerbot (MakerbotDesktop), gratuito y descargable en línea. Se pueden imprimir piezas de hasta225x145x150 mm, en la Figura 9.4 se muestra el equipamiento.

115


Figura 9.4: Impresora 3D MakerBot

9.3.2. Diseño e impresión de la manoSe comienza con la impresión de la palma y dedos de la mano. El primer

inconveniente surge al no poder imprimir las uniones de las falanges, en su materialoriginal del tipo exible (FLEX).

La Figura 9.5 muestra el diseño de la falanges y las piezas exibles para unirlas.

Figura 9.5: Arriba: Diseño falanges. Abajo: Piezas de acoplamiento falanges (Flex)

A pesar de contar con la materia prima no fue posible realizarlo en la Escuelade Diseño, tampoco en empresas dedicadas a este rubro.

116


Frente a dicha dicultad, la solución alternativa consistió en utilizar ejes (dealuminio y madera) y tubos exibles de uso clínico (extracción de sangre) paraimplementar la unión entre las falanges. La Figura 9.6 muestra el detalle de lomencionado.

Figura 9.6: Unión de piezas de falanges

Estas nuevas articulaciones ejercen una resistencia mayor, que con el materialFLEX, para el cierre de la mano.

Un primer diseño de la palma y de su impresión se muestran en las Figuras 9.7y 9.8 respectivamente.

Figura 9.7: Primer diseño de la palma de la mano

117


Figura 9.8: Izquierda: Impresión de mano interrumpida. Derecha: Mano con pulgar no opuesto

Este diseño no permite cumplir el criterio de éxito, al impedir el agarre adecuadode objetos por no tener el pulgar opuesto. Por esta razón se realizan ajustes exitososa la versión inicial permitiendo alcanzar la impresión nal de la mano mostrada enla Figura 9.9.

Figura 9.9: Mano impresa final

El movimiento de apertura y cierre, se logra pasando una tanza por el interiorde cada dedo, desde su extremo hasta recorrer en totalidad la palma. Las tanzasson dispuestas en la polea del motor para controlar efectivamente la mano.

118


9.3.3. Diseño e impresión del antebrazoInicialmente se diseña el antebrazo con la conguración mostrada en la Figura

9.10, considerando la ubicación del motor, la placa PCB y el Arduino.Dicha implementación, con el motor en posición horizontal, hace que las tan-

zas no queden alineadas con la polea. A su vez implica el pasaje de estas por lazona prevista para el PCB, teniendo contacto con los componentes. Igualmente seimprime esta pieza con el objetivo de realizar el montaje del motor, para probarrobustez y consumo del mismo al mover la mano. En la Figura 9.11 se muestra elmontaje descripto.

Figura 9.10: Diseño antebrazo con posición de motor

Figura 9.11: Montaje de motor en primer antebrazo

Por lo antes mencionado se recurre a un nuevo diseño con el motor en posiciónvertical, con las tanzas transitando por encima de las placas y llegando a la poleade forma óptima.

En la Figura 9.12 se muestra el diseño nal del antebrazo y las distintas etapasdel montaje se exhiben en la Figura 9.13.

119


Figura 9.12: Diseño final del antebrazo

Figura 9.13: Montaje final del antebrazo

120


9.3.4. Diseño y montaje completoLa Figura 9.14 muestra el diseño de la mano junto al antebrazo. Este último

incluye un compartimento para colocar el motor, una base para el Arduino y unapieza (diseñada e impresa en 3D) que permite ubicar la placa PCB por encimadel microcontrolador. Esta descripción, así como el armado nal, se observan en laFigura 9.15.

Figura 9.14: Diseño final

121


Figura 9.15: Armado final

122

Capítulo 10

Conclusiones

10.1. Conclusiones generalesSe cree importante destacar lo amplio del trabajo en cuanto a la diversidad de

conceptos a manejar. Desde el punto de vista estrictamente de Ingeniería Eléctricase abarcan temas desde adquisición y procesamiento de señales, microcontroladores,así como servomecanismos y algoritmos de control.

Fue imprescindible acercarse a conceptos biológicos y médicos vínculados a laelectromiografía, que permitieran comprender la naturaleza de la señal muscular,capaz de realizar el control de la mano a desarrollar.

El área del diseño fue también un mundo a explorar en lo referente a la imple-mentación de un prototipo que contemplara características como tamaño y estética,demandadas por la aplicación y fundamentales para motivar su uso. La familiari-zación con el proceso del diseño e impresión 3D, más allá de los conceptos técnicos,brindó la posibilidad de trabajar de forma multidisciplinaria, con docentes de laEscuela de Diseño, resultando una experiencia enriquecedora.

Se siente que lo aprendido durante el transcurso de la carrera fue sin duda unaherramienta valiosa para abordar los desafíos propuestos en el proyecto, así comopara superar las dicultades que naturalmente surgieron a lo largo del mismo.

Los objetivos planteados inicialmente fueron alcanzados. Se logra cumplir con elcriterio de éxito, obteniendo a partir de la señal muscular, un movimiento continuopara la mano con realimentación visual. Si bien originalmente se plantea imple-mentar realimentación mediante sensores de fuerza, no fue realizado nalmentepor razones de tiempo.

10.2. Gestión de ProyectoLa correcta selección de los componentes y proveedores es clave en el transcurso

de un proyecto, no sólo para mantenerse dentro del presupuesto disponible, sinopara evitar retrasos que generen incumplimientos en plazos establecidos.

La demora de aproximadamente dos meses, en el arribo de los componentes,ocasionó atraso en tareas relevantes, dado que la compra incluía el motor, la pinza

Capítulo 10. Conclusiones

y el amplicador de instrumentación. No obstante, replanicando tareas y tiempos,se logra que este factor no incida en el alcance de los objetivos fundamentales.

La Figura 10.1 muestra los costos de los componentes más importantes y susproveedores. Como se observa el costo total no supera el dinero disponible (USD600).

Figura 10.1: Costos finales - Proyecto MACOSEMU

Los costos no incluyen la impresión 3D de la mano, realizada en talleres de laEscuela de Diseño. La cotización en plaza corresponde a $4500 (USD 167) aproxi-madamente, dependiendo del tipo de material, etc.

En la Figura 10.2 se informa grácamente el tiempo de dedicación durante eltranscurso del proyecto.

Figura 10.2: Tiempo de dedicación - Proyecto MACOSEMU

124

10.3. Trabajos futuros

En los meses nales se incrementa notoriamente la dedicación como consecuen-cia del montaje y pruebas experimentales asociadas al prototipo nal; sumado a latarea de depurar informes preliminares realizados previamente y hoy parte centralde la documentación. Las horas totales invertidas fueron 1985.

El proyecto fue propicio para recordar el valor de documentar, tanto para re-ejar el trabajo realizado, así como punta pie inicial para futuros desarrollos.

10.3. Trabajos futurosDebido a las características del proyecto, se cree que es un buen punto de par-

tida para futuros emprendimientos relacionados. Realizando mejoras y añadiendonuevas funcionalidades que puedan ser evaluadas e implementadas, con el objetivode crear un prototipo de uso clínico. Con la experiencia adquirida y según lo alcan-zado, se pueden mencionar los siguientes aspectos a tener en cuenta en próximasinvestigaciones:

Calibración del algoritmo de control

Brindar la posibilidad al usuario de calibrar diariamente los umbrales parael algoritmo de control, previendo variaciones en la posición de los electrodosu otros cambios. Podría realizarse de forma automática sin la necesidad deconectar el Arduino a un PC.

Mano con más grados de libertad

Es quizás, la continuación natural del presente trabajo. A la cuanticaciónde la intensidad muscular, añade el desafío de clasicar el tipo de movimientoque desea realizar el paciente (abrir y cerrar la mano, rotar la muñeca, etc).Se puede considerar el uso de reconocimiento de patrones.

Sensores de realimentación

Se pueden utilizar sensores que midan la presión ejercida por la mano a losobjetos manipulados. Puede ser hacia el usuario, de forma visual o auditiva,o hacia el microcontrolador mediante señales eléctricas.

Alimentación y consumo de energía

Dichos aspectos no están considerados en el alcance, sin embargo se reconocela necesidad e importancia de alimentación portable para la prótesis. El retoes lograr una fuente de energía de poco peso y que posea la capacidad parabrindar autonomía.

Mano impresa con material exible

Con el n de mejorar la exibilidad de la mano, se pueden imprimir laspiezas de unión de las falanges en material FLEX, tal como está previsto enel diseño.

125

Capítulo 10. Conclusiones

10.4. Reflexiones finalesDado que el proyecto es una instancia de trabajo prolongada, fue fundamental

que la buena disposición de cada integrante estuviera presente siempre.En particular, se desea destacar el compromiso y la actitud frente a situaciones

adversas, siendo vital para avanzar y superar obstáculos. La convivencia académicadel grupo permitió el intercambio de opiniones, no siempre coincidentes, pero sinduda siempre valiosas.

Otro aspecto importante en el desarrollo del proyecto, fue contar con el apoyoy la compañía del tutor, quien en las distintas etapas respondió a las inquietudesplanteadas.

En suma, se considera el desarrollo del proyecto como una experiencia exitosadesde el punto de vista humano como profesional.

126

Apéndice A

Ensayo amplificador de instrumentacióndiscreto

A.1. Circuito a implementarPara el armado del amplicador de instrumentación, se utilizan todas las resis-

tencias (excepto RG) del mismo valor nominal R. En este caso, la expresión de laganancia diferencial del circuito es:

Ad =vovd

=

(1 +

2R

RG

)(A.1)

donde vd = v+ − v− el voltaje diferencial a la entrada del circuito.

A.2. Criterios de diseñoLas señales electromiográcas a amplicar son del orden de 1mV . Se diseña

con una ganancia de Ad = 1000VV .

A.3. Elección de los componentesSe utilizan resistencias de valor nominal R = 24kΩ al 1 %. Y RG para la

ganancia deseada Ad = 1000VV , debe ser:

RG =2x24kΩ

1000− 1= 48,0Ω (A.2)

Inicialmente se coloca en el lugar de RG una resistencia ja de 20Ω en serie conuna variable de 50kΩ. Esto permite ajustar la ganancia al valor deseado y evitaque accidentalmente se tenga RG = 0Ω. Esta conguración se modica y se empleaRG = 60Ω, conformada por tres resistencias en serie cada una de 20Ω nominales.

Apéndice A. Ensayo amplificador de instrumentación discreto

La ganancia diferencial esperada es:

Ad =

(1 +

2 ∗ 24kΩ

60Ω

)= 801

V

V(A.3)

Los amplicadores operacionales a utilizar son los circuitos integrados OP07,contienen un único amplicador operacional con la posibilidad de ajustar su voltajede oset.

Para el ajuste del oset se usa la resistencia variable multivuelta de 50kΩ entrelos pines 1 y 8 del amplicador, ver Figura A.1

Figura A.1: Ajuste del voltaje de offset del circuito

Las resistencias fueron medidas en el laboratorio, tomando los valores máscercanos entre sí. Las medidas se realizaron con el multímetro Tektronik CDM250en la escala de 200kΩ. El valor medido fue R = 23,9kΩ.

Se utilizó una fuente de alimentación, en modo serie, con valores VDD = 9V yVEE = −9V .

A.4. Implementación del circuitoEl circuito completo junto con los valores de las componentes se muestra en la

Figura A.2.

A.5. Procedimiento y resultados obtenidosA.5.1. Ajuste del voltaje de offset

Para realizar el ajuste del voltaje de oset se sigue el procedimiento descriptoa continuación:

1. Conectar a tierra ambas entradas del circuito

2. Colocar el voltímetro a la salida del circuito

128

A.5. Procedimiento y resultados obtenidos

Figura A.2: Amplificador instrumentación diseñado

3. Ajustar Roffset hasta obtener una lectura de 0V a la salida o lo más cercanoposible.

Variando la resistencia, el menor valor que se obtuvo para el voltaje de osetfue Voffset = −0,3mV .

A.5.2. Ganancia diferencialLa ganancia diferencial Ad del circuito se releva en continua y en otras fre-

cuencias de interés. Es necesario contar con una señal diferencial vd, por lo quese implementa un circuito capaz de generar dos sinusoides en fase y de distintaamplitud v+ y v−. El circuito se muestra en la Figura A.3.

La señal diferencial se coloca a la entrada del circuito y se mide el voltaje desalida vo en continua y en algunos de los armónicos de la frecuencia de la redfred = 50Hz. Los resultados se muestran en la Tabla A.1.

fin (Hz) Vin Vo Ad

(VV

)continua 7,6mV 6,16 811

51,3 15mVpp 12Vpp 800100 15mVpp 12Vpp 800156 15mVpp 12Vpp 800

Tabla A.1: Ganancia diferencial del circuito

129

Apéndice A. Ensayo amplificador de instrumentación discreto

Figura A.3: Circuito para generar señal diferencial

A.5.3. Ganancia en modo común

Para calcular la ganancia en modo común, en ambas entradas del circuito seintroduce la misma señal y se mide el voltaje de salida vo, en continua y en algunosde los armónicos de la frecuencia de la red. Los valores obtenidos se muestran enla Tabla A.2.

fin (Hz) Vin Vo Ac

(VV

)continua 58.7mV -0.4mV −6,81mV

V

50,0 2Vpp 36mVpp 18mVV

100 2Vpp 88mVpp 44mVV

156 2Vpp 110mVpp 55mVV

Tabla A.2: Ganancia modo común del circuito

A.5.4. Rechazo al modo común CMRR

Con los valores determinados, se calcula el rechazo al modo común, CMRR. Laexpresión resulta:

CMRRdB = 20log10

∣∣∣∣AdAc∣∣∣∣ (A.4)

Las frecuencias medidas para cada ganancia Ad y Ac son muy cercanas. Se optapor asociar los valores calculados del CMRR a la frecuencia de la ganancia modocomún. Los valores calculados se muestran en la Tabla A.3.

130

A.5. Procedimiento y resultados obtenidos

fin (Hz) Ad Ac CMRRdB

continua 811 −6,81mVV

10250,0 800 18mV

V93,0

100 800 44mVV

85,2156 800 55mV

V83,3

Tabla A.3: Rechazo al modo común CMRRdB

En la Figura A.4 se muestra la respuesta en frecuencia del CMRR del circuitohallada experimentalmente 1.

Figura A.4: CMRR experimental AI discreto

1El valor del CMRR correspondiente a DC se gráca en una frecuencia pequeña fDC =0,1Hz

131

Apéndice B

Código utilizado

B.1. Codigos MatLabPara el estudio inicial a más alto nivel se emplea el paquete ArduinoIO, per-

mite obtener los datos y procesarlos en MatLab, utilizando el Arduino como unaherramienta de recolección de datos.

El siguiente código toma la señal EMG recticada y la procesa, para nalmentecontrolar al motor.

1 % Funcion que:2 % Adquiere "cantidad_datos" de una senal EMG conectada ...

al Arduino.3 % Realiza, en tiempo real, un promedio con ventana ...

deslizante de T muestras de largo4 % Convierte el dato y controla el motor5

6 function [MAV,RMS,STD,DMAV] = ...Control_EMG_ventana_deslizante_motor(cantidad_datos)

7 a = arduino('COM3'); % inicializacion del puerto ...comunicacion

8 a.servoAttach(9); % coloca servo en el pin 99 a.analogReference('internal'); % referencia interna ...

del arduino (1.1V en atmega328)10 ref = 1.1; % referencia interna del arduino (1.1V en ...

atmega328)11

12 %ref = 5; % referencia del arduino (5V en atmega328)13 %a.analogReference('default'); % referencia 5v arduino14

15 % Crear figura16 figure ('Name', 'Comunicacion Serial Arduino')17 title ('Procesamiento de datos EMG')18 xlabel('Muestras')19 ylabel('Intensidad media')20

Apéndice B. Código utilizado

21 grid on22 hold on23

24 T = 64; % cantidad de datos EMG por ventana25 datos = zeros(1,T); % datos usados para el calculo26 puntero = 1; % indica posicion donde colocar nuevo dato27

28 i = 1; % Contador de Muestras EMG29 while i ≤ cantidad_datos30 valor = a.analogRead(0); % adquiere una muestra31 datos(puntero) = valor*(ref/1023); % la convierte ...

a volts y la guarda32

33 puntero = puntero + 1; % actualiza puntero34 if(puntero > T) % si el dato anterior lo guardo en ...

lugar T35 puntero = 1; % reinicio el puntero36 end37

38 % calcula la "intensidad" de la senial EMG39 MAV(i) = sum(abs(datos))/T; % valor absoluto medio40 RMS(i) = sqrt( sum( (datos).^2 )/T ); % valor ...

cuadratico medio41

42 mu = mean(datos); % media de la seal43 STD(i) = sqrt( sum( ( datos - mu ).^2 )/(T-1) ); % ...

desviacion estandar experimental44

45 DMAV(i) = sum( abs( datos(2:end) - ...datos(1:(end-1)) ) )/T; % valor absoluto medio ...diferencial

46

47 % % agrega al grafico los valores calculados48 % ylim([0 0.5]);49 % xlim([0 i+5]);50 % plot (i, MAV(i), 'xr', i, RMS(i), '*b', i, ...

STD(i),'+', i, DMAV(i),'o'); % grafica51 % drawnow;52 %53 %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%54 % control del motor55 %%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%%56 MAV = MAV(i); % usamos valor MAV57

58 valor_max = 0.30; % maxima intensidad59 valor_min = 0.05; % minima intensidad (promedio ...

con el musculo relajado)60

61 ref_ang = 180; % referencia en angulos62

63 ang = round( (MAV - valor_min)*(ref_ang/(valor_max ...

134

B.2. Codigos Arduino

- valor_min)) ); % convierte a grados linealmente64 if ( (ang ≤ ref_ang) && (ang ≥ 0) ) % si angulo ...

calculado esta entre 0 y 18065 a.servoWrite(9,ang); % escribe angulo al servo66 end67

68 ang_actual = a.servoRead(9); % lee angulo actual69

70 % agrega al grafico los valores calculados71 ylim([-20 200]);72 xlim([0 i+5]);73 plot (i, ang, 'xr', i, ang_actual, '*b'); % grafica74 drawnow;75

76 i = i+1; % se tomo un dato mas77 end78

79 legend('MAV','RMS','STD','VAMD')80 a.servoDetach(9); % libera el servo81 delete(a); % libera el puerto serie82 %csvwrite('intensidades_deslizante.csv',[MAV;RMS;STD;DMAV]'); ...

% guarda valores83 end % fin de la funcion

B.2. Codigos ArduinoCódigo nal implementado en Arduino para el control de la mano.

1 // lee valor del voltaje en el pin A02 // valor leido va de 0 a 1023 (10bits)3 // Lo guarda en un arreglo y calcula el MAV que en este ...

caso es el promedio4 // ya que los valores son rectificados onda completa en el ...

circuito analogico5 // convierte a angulo linealmente6 // acciona el motor7

8 #include <Servo.h> // Libreria servo9 #include <math.h> // Libreria matematica

10

11 #define T 700 // cantidad muestras EMG usadas para ...calcular MAV

12 #define pin_servo 9 // pin donde se conecta el servo13 #define convAD 0 // pin donde lee valor analogico14 #define pin_fs 2 // pin digital para medir frecuencia de ...

muestreo15

16 #define ang_min 544 // Ton (en us) correspondiente a 0 ...grados (por defecto)

135

Apéndice B. Código utilizado

17 //#define ang_max 2400 // Ton (en us) correspondiente a ...180 grados (por defecto)

18 #define ang_max 2450 // Ton (en us) correspondiente a 180 ...grados (nuestro servo)

19

20 #define ref_ang 180.0 // referencia en angulos21 #define valor_min 150.0 // intensidad minima22 #define valor_max 450.0 // intensidad maxima23

24 Servo motor; // creamos objeto servo25

26 void setup() 27 //analogReference(DEFAULT); // fija referencia del ...

conversor AD en 5V28 analogReference(INTERNAL); // referencia del conversor ...

AD en 1.1V29

30 pinMode(pin_servo,OUTPUT); // pin digital de PWM como salida31 motor.attach(pin_servo,ang_min,ang_max); // conecta el ...

servo al pin deseado32 motor.write(0); // inicializa angulo del servo33

34 pinMode(pin_fs,OUTPUT); // usado para medir frecuencia ...muestreo

35 36

37 int valor = 0; // valor leido en conversor (entero entre 0 ...y 1023)

38 int puntero = 0; // Indica el lugar donde guardamos el dato39 float MAV = 0; // intensidad EMG (promedio de los T datos)40

41 int datos[T]; // arreglo con datos usados para calcular MAV42 int ang = 0; // angulo a enviar al servo43

44 void loop() 45 valor = analogRead(convAD); // lee nuevo dato EMG con ...

conversor AD46 digitalWrite(pin_fs, !digitalRead(pin_fs)); // invierte ...

estado pin para medir fs47

48 // actualiza arreglo de muestras EMG49 datos[puntero] = valor; // guarda nuevo dato en la ...

posicion "puntero"50

51 puntero = puntero + 1; // actualiza el puntero52 if(puntero > (T-1)) // si el dato anterior lo guardo ...

en lugar T-153 puntero = 0; // reinicio el puntero54 55

56 // actualiza "intensidad" de la senial EMG

136

B.2. Codigos Arduino

57 unsigned long suma = 0; // suma de los datos del arreglo ...(llega hasta 4.29exp9)

58 for(int i=0; i<T; i++)59 suma = suma + datos[i]; // actualiza suma de datos60 61 MAV = suma/T; // promedio de los datos62

63 // actualiza angulo del motor segun nuevo valor MAV64 ang = round( (MAV - valor_min)*( ref_ang/(valor_max - ...

valor_min) ) ); // convierte a grados linealmente65 if ( (ang ≤ ref_ang) && (ang ≥ 0) ) // si angulo ...

calculado esta entre 0 y 18066 motor.write(ang); // escribe angulo al servo67 68

137

Apéndice C

Circuito

En la Figura C.1 se presenta el circuito nal de la interfaz, que incluye:

Filtrado de la fuente de alimentación.

Amplicador de instrumentación.

Amplicación nal.

Circuitos RLD y de guarda activa.

Filtro pasabanda tipo Butterworth.

Recticador de precisión.

La Tabla C.1 lista los componentes utilizados.En la Figura C.2 se muestran, a escala, las capas superior e inferior de la placa

PCB, junto con la ubicación física de sus componentes.

Apéndice C. Circuito

Figura C.1: Circuito final

140

Referencia Tipo ValorR1 Resistencia 2.8kR2 Resistencia 2.8kR3 Resistencia 1MR4 Resistencia 390kR5 Resistencia 270kR6 Resistencia 10kR7 Resistencia 390kR8 Resistencia 1kR9 Resistencia 1kR10 Resistencia 1kR11 Resistencia 4.7kR12 Resistencia 4.7kR13 Resistencia 27kR14 Resistencia 56kR15 Resistencia 1kC1 Capacitor 100nFC2 Capacitor 470uFC3 Capacitor 100nFC4 Capacitor 470uFC5 Capacitor 100nFC6 Capacitor 4.7nFC7 Capacitor 220nFC8 Capacitor 220nFC9 Capacitor 100nFC10 Capacitor 47nFU1 Amplicador de instrumentación INA128

U2A y U2B Amplicador Operacional LM358PU3A y U3B Amplicador Operacional LM358PU4A y U4B Amplicador Operacional LM358PU5A y U5B Amplicador Operacional LM358P

D1 Diodo 1N4148D2 Diodo 1N4148P1 Conector 4 terminalesP2 Conector 2 terminalesK1 Conector 3 terminales

Tabla C.1: Componentes utilizados en el circuito final

141

Apéndice C. Circuito

Figura C.2: Capas de la placa PCB a escala

142

Referencias

[1] Arduino io. http://www.mathworks.com/matlabcentral/leexchange/32374-matlab-support-for-arduinoaka-arduinoio-package-. Consultado: Enero 2015.

[2] Características software rhinocero. https://www.rhino3d.com/es/features.Consultado: 19/04/2015.

[3] hobby servos, in depth anatomy. rue-mohr.org/~ircjunk/tutorials/elex/hobbyservo/servo101.html. Consultado:27/06/2014.

[4] Manual de arduino - programación y conceptos básicos.http://www.zonamaker.com/descargas/Manual-Arduino.pdf. Consulta-do: Diciembre 2014.

[5] Página web de arduino. www.arduino.cc. Consultado: Diciembre 2014.

[6] servo control interface in detail. http://www.pololu.com/blog/17/servo-control-interface-in-detail. Consultado: 22/08/2014.

[7] servos - working principle and homemade types. Youtube -http://www.youtube.com/watch?v=v2jpnyKPH64. Consultado: 23/06/2014.

[8] Dean kamen's "luke arm"prosthesis receives fda approval. IEEE Spectrum(http://spectrum.ieee.org/automaton/biomedical/bionics/dean-kamen-luke-arm-prosthesis-receives-fda-approval), 2014.

[9] Bebionic. The hand. http://bebionic.com. Consultado: 26/08/2014.

[10] Touch Bionics. i-limb ultra. http://www.touchbionics.com/products/active-prostheses/i-limb-ultra. Consultado: 26/08/2014.

[11] Otto Bock. Myoelectric arm prostheses. http://www.ottobock.com. Consul-tado: 27/05/2014.

[12] R. Muñoz A. Vera C. Toledo, L. Leija and A. Ramírez. Upper limb prosthesesfor amputations above elbow: A review. Pan American Health Care Exchanges PAHCE, IEEE, 2009.

[13] Bruce Carter. Filter design in 30 seconds, texas instrument. Application report.

Referencias

[14] Bruce Carter. More lter design on a budget. Application Report, TexasInstrument.

[15] Dudley S. Childress. Historical aspects of powered limb prostheses. Clini-cal Prosthetics and Orthotics, Vol 9, Num 1, 1985 - American Academy ofOrthotists and Prosthetists, 1985.

[16] Franco Simini (compilador). Ingeniería Biomédica perspectivas desde el Uru-guay - Capítulo 3. 2007 - 1er edición - ISBN 978-9974-0367-5.

[17] Motion Control. Utah arm. http://www.utaharm.com. Consultado:27/05/2014.

[18] DALCAME. http://www.dalcame.com. Consultado: 11/010/2014.

[19] DARPA. Revolutionizing prosthetics. http://www.darpa.mil. Consultado:27/05/2014.

[20] Universidad de Alcalá Departamento de electrónica. Sistemas de acondicio-namiento y adquisición de señales bioeléctricas.

[21] R. Pallás-Areny y M. A. Mayosky E. M. Spinelli. Ac-coupled front-end forbiopotential measurements. IEEE Transactions on Biomedical Engineering,50(3):391395, 2003.

[22] Ashok Muzumdar (editor). Powered Upper Limb Prostheses - Capítulo 1. 2004.

[23] Wikipedia en inglés. Miembro superior. en.wikipedia.org/wiki/Miembro Su-perior. Consultado: 17/10/2014.

[24] Wikipedia en inglés. servomotor. en.wikipedia.org/wiki/Servomotor. Con-sultado: 23/06/2014.

[25] Massimo Polisiero et. al. Design and assessment of a low-cost, electromyograp-hically controlled, prosthetic hand. Medical Devices: Evidence and Research,2013.

[26] Giorgos Lazaridis PCB Heaven. how rc servos works. pcbhea-ven.com/wikipages/How_RC_Servos_Works. Consultado: 27/06/2014.

[27] Texas Instruments. Hoja de datos del circuito integrado ina128.

[28] Texas Instruments. Hoja de datos del circuito integrado lm358p. Texas Ins-truments.

[29] J.W. Clark Jr John G Webster. Medical Instrumentation Application andDesign - 4ta edición - ISBN -13 978-0471-67600-3. 2010.

[30] James Karki. Analysis of the sallen-key architecture, ti. Application report,2001.

144

Referencias

[31] Jim Karki. Active low-pass lter design, texas instrument. Application report,2002.

[32] P. Konrad. the abc of emg noraxon inc, usa 2005.http://www.societyofrobots.com/actuators_servos.shtml. Consultado:22/08/2014.

[33] Eddie Krassenstein. Flexy-hand 2 laex remix: 3d printed prosthetic handlooks and moves like the real thing. http://3dprint.com/39351/exy-hand-2-laex-remix/. Consultado: 07/02/2015.

[34] Inc. (LTI) Liberating Technologies. Boston digital arm systems for adults.http://www.liberatingtech.com. Consultado: 26/05/2014.

[35] J.V. Basmajian; C.J. De Luca. Muscles Alive Their function revealed byElectromyography - Williams Wilkins - 5ta edición. 1985.

[36] G. Campa Matlab. Archivo readme.txt de la biblioteca arduino io (versión4.2), 2012.

[37] Huosheng Hu Mohammadreza Asghari Oskoei. Myoelectric control systems -a survey. Biomedical Signal Processing and Control, Elsevier, 2007.

[38] José María Drake Moyano. El amplicador de instrumentación, universidadde cantabria. 2005.

[39] Dr. Frank Netter. Atlas de Anatomía Humana- 5ta edición - ISBN 978-84-458-2065-0. 2011.

[40] WCVB Boston News. Marblehead dad makes son prosthetic handwith 3-d printer. http://www.wcvb.com/health/marblehead-dad-makes-son-prosthetic-hand-with-3d-printer/22997138. Consultado: 20/08/2014.

[41] Society of Robots. actuators - servos.http://www.societyofrobots.com/actuators_servos.shtml. Consultado:22/08/2014.

[42] Robot Platform. hobby servo motor tutorial.http://www.robotplatform.com/knowledge/servo/servo_tutorial.html.Consultado: 22/08/2014.

[43] Robot Platform. servo faq. www.robotplatform.com/knowledge/servo/servo_faq.html.Consultado: 27/06/2014.

[44] DEKA Research. The deka arm. http://www.dekaresearch.com. Consultado:28/05/2014.

[45] K.E. Bugler y C.W. Oliver R.G.E. Clement. Bionic prosthetic hands: A reviewof present technology and future aspirations. The Surgeon, Elsevier, 2011.

145

Referencias

[46] Carlos Roldán. Abs y pla diferencias de estos materiales de impresión3d. http://www.cer-multimedia.com.ar/home/abs-y-pla-diferencias-de-estos-materiales-de-impresion-3d/. Consultado: 19/04/2015.

[47] Smith Sedra. circuitos microelectrónicos.

[48] SENIAM. http://www.seniam.org. Consultado: 22/07/2014.

[49] Fernando Silveira. Ruido de los componentes, ng.

[50] Seattle Robotics Society. hacking a servo.http://www.seattlerobotics.org/guide/servohack.html. Consultado:27/06/2014.

[51] Intan Technologies. example signal acquired with rha2000 chips.www.intantech.com. Consultado: 19/05/2015.

[52] Incorporated [SLYT226 *]"Thomas Kugelstadt, "Texas Instruments. Gettingthe most out of your instrumentation amplier design. 2005.

[53] Texas Instrument Thomas Kugelstadt. Active lter design techniques. 16.

[54] Drew van der Riet et. al. Overview and comparison of upper limb prosthetics.Conferencia AFRICON - IEEE, 2013.

[55] Webster. Webster amplicadores instrumentales de wiley encyclopedia of elec-trical and electronics engineering cap 30. 1999.

[56] David Jones y Mark Stitt. Precision absolute value circuits. ApplicationBulletin - Texas Instruments, 1997.

[57] Gordon McComb y Myke Predko. Digital Signal Processing: A Practical Guidefor Engineers and Scientists - Capítulo 15 Moving Average Filters. 2003.

[58] Gordon McComb y Myke Predko. Robot Builders Bonanza - Capítulo 21Working with stepper motors - 3a edición. 2006.

[59] Aimee E. Schultz y Todd A. Kuiken. Neural interfaces for control of upper limbprostheses - the state of the art and future possibilities. American Academyof Physical Medicine and Rehabilitation, 2011.

[60] Paul Horowitz y Wineld. Active lters ans oscillators, the art of electronics.

[61] Ting Ye. Precision full-wave rectier, dual supply. Texas Instruments, 2013.

146

Índice de tablas

4.1. Posición electrodos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

5.1. Valor de Q asociado a cada ltro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 665.2. Valores utilizados ltro pasa alto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 705.3. Valores utilizados ltro pasa bajo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 705.4. Valor de los polos según el cálculo teórico, la simulación y los datos

experimentales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72

6.1. Características de los operacionales utilizados [28]. . . . . . . . . . 796.2. Características de la placa Arduino UNO . . . . . . . . . . . . . . . 836.3. Tipos de variables disponibles . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86

7.1. Características del servo utilizado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

A.1. Ganancia diferencial del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 129A.2. Ganancia modo común del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . . . 130A.3. Rechazo al modo común CMRRdB . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131

C.1. Componentes utilizados en el circuito nal . . . . . . . . . . . . . . 141

Índice de figuras

2.1. Prótesis accionada mecánicamente [40] . . . . . . . . . . . . . . . . 62.2. Prótesis de Reiter [15] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72.3. Mano Rusa - Modelo de 1959 [15] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82.4. Mano SVEN [15] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102.5. Miembro Superior [39] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142.6. Plexo braquial [39] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 152.7. Prótesis de mano de la empresa Otto Bock [12] . . . . . . . . . . . 182.8. Prótesis i-limb ultra de Touch Bionics [10] . . . . . . . . . . . . . . 18

3.1. Señal EMG registrada con electrodos de Ag/AgCl del músculo bícepsdurante dos contracciones breves [51] . . . . . . . . . . . . . . . . 21

3.2. Unidad motora [35] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 223.3. Esquema del ciclo despolarización-polarización en la excitabilidad

de la membrana muscular [32] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 243.4. Potencial de acción [32] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 253.5. Superposición de MUAPT [32] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.1. Interfase electrodo-electrolito [29] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 304.2. Modelo eléctrico de la interfase electrodo-electrolito [29] . . . . . . 334.3. Curva experimental de la magnitud de la impedancia en función de

la frecuencia para los electrodos [29] . . . . . . . . . . . . . . . . . 334.4. Circuito eléctrico equivalente del electrodo sobre la piel [29]. . . . . 344.5. Fuentes de interferencia [20] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 414.6. Acoplamiento capacitivo entre paciente y red eléctrica [20] . . . . . 434.7. Acoplamiento capacitivo entre cables y red eléctrica [20] . . . . . . 434.8. Acoplamiento capacitivo entre cables y red eléctrica con electrodo

de referencia [20] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 444.9. Acoplamiento interferencia inductiva [20] . . . . . . . . . . . . . . . 454.10. a)Disposición correcta b) Disposición incorrecta [20] . . . . . . . . 454.11. Electrodos empleados para la adquisición de la señal EMG . . . . . 464.12. Disposición de los electrodos para la adquisición de la señal EMG . 474.13. Visualización de la señal EMG en el osciloscopio . . . . . . . . . . 47

5.1. Bloque amplicador diferencial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 505.2. Modelado de las fuentes de entrada en modo diferencial y modo común 505.3. Amplicador diferencial [47] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51

Índice de figuras

5.4. Amplicador de instrumentación discreto - MACOSEMU . . . . . 535.5. Amplicador de instrumentación INA128 [27] . . . . . . . . . . . . 555.6. Voltajes intermedios en el circuito amplicador [52] . . . . . . . . . 575.7. Componentes AC y DC del electrodo supercial . . . . . . . . . . . 585.8. Circuito realimentado mediante ltro pasa bajo inversor [27] . . . . 595.9. Etapa nal de amplicación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 605.10. Circuito de amplicación en su versión nal . . . . . . . . . . . . . 615.11. Circuito RLD [27] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 625.12. Acoplamiento capacitivo utilizando electrodo de referencia, adapta-

da de [20] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 635.13. Acoplamiento capacitivo utilizando electrodo de referencia junto con

circuito RLD, adaptada de [20] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 645.14. Guarda activa para conductores [20] . . . . . . . . . . . . . . . . . 655.15. Circuito RLD y guarda activa propuesto por el fabricante [27] . . . 655.16. Comparación de respuesta en frecuencia para ltros pasa bajo [31]. 665.17. Respuesta en amplitud del ltro segundo orden según Q [53] . . . . 675.18. Circuito pasabanda utilizado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 685.19. Circuito utilizado y valores de componentes . . . . . . . . . . . . . 705.20. Respuesta en frecuencia obtenida mediante la simulación . . . . . . 715.21. Modelo de la etapa de entrada del osciloscopio . . . . . . . . . . . . 715.22. Respuesta en frecuencia obtenida experimentalmente . . . . . . . . 725.23. Filtrado de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . 735.24. Implementación del ltrado de la fuente de alimentación . . . . . . 745.25. Etapa de amplicación de la señal, con el circuito RLD . . . . . . . 745.26. Filtros pasa alto y bajo Butterworth . . . . . . . . . . . . . . . . . 75

6.1. Recticador de onda completa de precisión [56]. . . . . . . . . . . 776.2. Circuito equivalente cuando VIN > 0 [56]. . . . . . . . . . . . . . . 786.3. Circuito equivalente cuando Vin < 0 [56]. . . . . . . . . . . . . . . 796.4. Circuito con los valores nominales utilizados. . . . . . . . . . . . . 816.5. Respuesta del circuito a una señal de 1V y 100Hz . . . . . . . . . . 826.6. Respuesta del circuito a una señal de 100mV y 1kHz . . . . . . . . 826.7. Vista superior Arduino UNO versión R2 [5]. . . . . . . . . . . . . . 836.8. Ejemplo de uso de las funciones de Arduino . . . . . . . . . . . . . 856.9. Respuesta en frecuencia Media Móvil . . . . . . . . . . . . . . . . . 896.10. Procedimiento utilizado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 916.11. Intensidades aumentando el peso - Placa PCB con G = 270 . . . . 926.12. Valores MAV junto con la señal EMG . . . . . . . . . . . . . . . . 926.13. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 120 . . . . 936.14. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 220 . . . . 946.15. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 260 . . . . 946.16. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 290 . . . . 956.17. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 314 . . . . 956.18. Intensidades aumentando el peso - Protoboard con G = 390 . . . . 96

7.1. Interior de un servomotor (tomado de [26]) . . . . . . . . . . . . . . 100

150

Índice de figuras

7.2. Posición del eje del servomotor según la señal de control (fuente:robotplatform.com) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101

7.3. Mecanismo de control de un servomotor (fuente: robotplatform.com) 1027.4. Interior de un MPP [58] . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1047.5. Control de un MPP mediante un microcontrolador [58] . . . . . . . 1057.6. Servo utilizado . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1067.7. Señal PWM de control generada con la librería Servo . . . . . . . . 108

8.1. Versión inicial de la interfaz en el protoboard . . . . . . . . . . . . 1098.2. Versión nal de la interfaz en el protoboard . . . . . . . . . . . . . 1108.3. Vista en KiCad de la placa diseñada . . . . . . . . . . . . . . . . . 1118.4. Vista en 3D de la placa . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1118.5. Una de las caras de la placa PCB, sin montaje de los componentes 1128.6. Cara superior de la placa PCB con todos sus componentes . . . . . 112

9.1. Pinza comercial . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1149.2. Acoplamiento de pinza con servo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1149.3. Primer mano impresa 3D . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1159.4. Impresora 3D MakerBot . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1169.5. Arriba: Diseño falanges. Abajo: Piezas de acoplamiento falanges (Flex)1169.6. Unión de piezas de falanges . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1179.7. Primer diseño de la palma de la mano . . . . . . . . . . . . . . . . 1179.8. Izquierda: Impresión de mano interrumpida. Derecha: Mano con pul-

gar no opuesto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1189.9. Mano impresa nal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1189.10. Diseño antebrazo con posición de motor . . . . . . . . . . . . . . . 1199.11. Montaje de motor en primer antebrazo . . . . . . . . . . . . . . . . 1199.12. Diseño nal del antebrazo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1209.13. Montaje nal del antebrazo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1209.14. Diseño nal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1219.15. Armado nal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122

10.1. Costos nales - Proyecto MACOSEMU . . . . . . . . . . . . . . . . 12410.2. Tiempo de dedicación - Proyecto MACOSEMU . . . . . . . . . . . 124

A.1. Ajuste del voltaje de oset del circuito . . . . . . . . . . . . . . . . 128A.2. Amplicador instrumentación diseñado . . . . . . . . . . . . . . . . 129A.3. Circuito para generar señal diferencial . . . . . . . . . . . . . . . . 130A.4. CMRR experimental AI discreto . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 131

C.1. Circuito nal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 140C.2. Capas de la placa PCB a escala . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 142

151

Esta es la última página.Compilado el domingo 6 septiembre, 2015.



mano controlada por señales musculares

Documents