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SISTEMA DE PLANTILLAS PARA REGISTRO INALÁMBRICO DE VARIABLES CINEMÁTICAS Y CINÉTICAS DURANTE LA MARCHA UTILIZAND O PSoC KRISTY ALEJANDRA GODOY JAIMES GIOVANNY ANDRÉS SÁNCHEZ GARCÍA UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE OCCIDENTE FACULTAD DE INGENIERÍA DEPARTAMENTO DE AUTOMÁTICA Y ELECTRÓNICA PROGRAMA INGENIERÍA BIOMÉDICA SANTIAGO DE CALI 2009 SISTEMA DE PLANTILLAS PARA REGISTRO INALÁMBRICO DE VARIABLES CINEMÁTICAS Y CINÉTICAS DURANTE LA MARCHA UTILIZAND O PSoC KRISTY ALEJANDRA GODOY JAIMES GIOVANNY ANDRÉS SÁNCHEZ GARCÍA Trabajo de grado para optar al título de Ingeniero Biomédico Director JOHN JAIRO CABRERA LÓPEZ Ingeniero Físico M.Sc. Co-director WILFREDO AGREDO Médico UNIVERSIDAD AUTÓNOMA DE OCCIDENTE FACULTAD DE INGENIERÍA DEPARTAMENTO DE AUTOMÁTICA Y ELECTRÓNICA PROGRAMA INGENIERÍA BIOMÉDICA SANTIAGO DE CALI 2009 3 Nota de aceptación: __________________________________ Firma del jurado __________________________________ Firma del jurado Santiago de Cali, 15 de Octubre de 2009 Aprobado por el Comité de Grado en cumplimiento de los requisitos exigidos por la Universidad Autónoma de Occidente para optar al título de Ingenieros Biomédicos 4 AGRADECIMIENTOS Principalmente a Dios por brindarme las capacidades y las herramientas para el recorrido de este camino. A mis padres y hermanos por su apoyo incondicional. A mi compañero y directores porque gracias a la paciencia y al trabajo realizado todo esto es posible. Kristy A. Godoy Jaimes Quiero agradecer a mi familia principalmente a mis padres y hermanos quienes siempre me han apoyado, a Godoy y J.J por su enseñanza y apoyo durante el trabajo realizado. Giovanny A. Sánchez García 5 CONTENIDO pág. GLOSARIO 11 RESUMEN 12 INTRODUCCIÓN 14 PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA 16 JUSTIFICACIÓN 17 OBJETIVOS 18 1. MARCO TEÓRICO 19 1.1 MARCHA 19 1.1.1 Marcha patológica 20 1.1.2 Parámetros temporo espaciales 20 1.1.3 Fuerza de reacción 21 1.2 SENSORES PIEZO-RESISTIVOS 23 1.3 SISTEMAS MICROELECTROMECÁNICOS 24 1.4 SISTEMAS EMBEBIDOS PROGRAMABLES 24 1.4.1 PSoC Express 26 2. DISEÑO FUNCIONAL DEL SISTEMA 28 2.1 CARACTERIZACIÓN DE LOS SENSORES 28 2.1.1 Sensor Flexiforce 28 2.1.2 Sensor MMA7260QT 31 2.2 DISEÑO DE SUBSITEMA PARA ADQUISICIÓN DE DATOS P ARA 35 6 SENSORES DE PRESIÓN 2.3 DISEÑO DE SUBSISTEMA PARA ADQUISICIÓN DE DATOS PARA EL ACELERÓMETRO 38 2.4 INTEGRACIÓN DEL SISTEMA 39 3. RESULTADOS 42 4. CONCLUSIONES 47 5. RECOMENDACIONES Y TRABAJO FUTURO 48 BIBLIOGRAFÍA 49 ANEXOS 52 7 LISTA DE TABLAS pág. Tabla 1. Características técnicas del sensor Flexif orce 29 8 LISTA DE FIGURAS pág. Figura 1. Diagrama en bloques de un sistema de medi da 14 Figura 2. Ciclo y paso 19 Figura 3. Fuerza de reacción vertical de la superfi cie durante una marcha normal 21 Figura 4. Secuencia de la presión sobre la planta d el pie durante la marcha 23 Figura 5. Principio de acelerómetro MEMS 24 Figura 6. Vista del editor de dispositivo del PSoC Designer 26 Figura 7. Entorno de diseño de PSoC Express 26 Figura 8. Diagrama en bloques del sistema 28 Figura 9. Sensor Flexiforce 29 Figura 10. Sistema de caracterización de sensores d e presión, soporte 29 Figura 11. Sistema de caracterización de sensores d e presión, contacto soportes-sensor 30 Figura 12. Circuito recomendado por el fabricante p ara cargas de hasta 100 lb 30 Figura 13. Diseño del circuito para adquisición de señales de presión 31 Figura 14. Gráfica de presión vs. voltaje 31 Figura 15. Orientación de los ejes en el acelerómet ro MMA7260QT 32 Figura 16. Posición y respuesta experimental del ac elerómetro en sus diferentes ejes 32 Figura 17. Posición acelerómetro con eje fijo en Z 33 9 Figura 18. Respuesta del sensor a la aceleración gr avitacional 34 Figura 19. Posición acelerómetro con eje fijo en X 34 Figura 20. Respuesta del sensor a la aceleración gr avitacional 34 Figura 21. Posición acelerómetro con eje fijo en Y 35 Figura 22. Respuesta del sensor a la aceleración gr avitacional 35 Figura 23. Diseño de módulos de transmisión y recep ción de señales de presión 36 Figura 24. Parte superior (a) e inferior (b) del ci rcuito impreso para adquisición y transmisión de señales de presión y p rogramación del PSoC 37 Figura 25. Diseño de módulos de transmisión y recep ción de señales del acelerómetro 38 Figura 26. Parte superior (a) e inferior (b) del ci rcuito impreso para adquisición y transmisión de señales del acelerómet ro 39 Figura 27. Interfaz gráfica donde se integran las s eñales 40 Figura 28. Estructura interna de lectura de datos p ara interfaz gráfica de los sensores de presión 41 Figura 29. Ubicación de sensores Flexiforce en la p lantilla 42 Figura 30. Ubicación de lo módulos de transmisión s obre el individuo para pruebas del sistema 43 Figura 31. Imagen de interfaz durante las pruebas 4 4 Figura 32. Gráfica en Excel de un intervalo de dato s de una de las pruebas realizadas 44 Figura 33. Gráfica de sumatoria y ajuste 45 Figura 34. Gráfica en Excel de respuesta del aceler ómetro en tres pruebas diferentes 46 10 ANEXOS pág. Anexo 1. Diagrama eléctrico del circuito impreso pa ra la adquisición y transmisión de las señales de presión y programac ión del PSoC 52 Anexo 2. Diagrama eléctrico del circuito impreso pa ra la adquisición y transmisión de las señales del acelerómetro 53 11 GLOSARIO ACV: interrupción del suministro de sangre a cualquier parte del cerebro. AMPLIFICADOR DE GANANCIA PROGRAMABLE (AGP): Amplificador cuya ganancia se puede modificar para atenuar o amplificar según sea la necesidad. ATROFIA: falta de desarrollo. CAD: en electrónica, conversor análogo-digital, dispositivo que toma una señal análoga y la convierte en una digital. CADENCIA: cantidad de pasos que se dan por minuto. CICLO DE MARCHA: cuando un mismo pie ha hecho contacto inicial exactamente dos veces durante la marcha. HALUX: primera falange del pie, comúnmente llamado dedo gordo. LENGUAJE ENSAMBLADOR: programa de bajo nivel comúnmente usado para escribir las tareas de un microprocesador. LESIONES NEUROLÓGICAS: daño a nivel del sistema nervioso central o periférico. MARCHA: modo de caminar del hombre y algunos animales. METATARSOFALÁNGICA: que comprende los metatarsianos y sus falanges. MIOPATÍA: afección muscular. PASO: en marcha, cada vez que una pierda se adelanta sobre la otra para mover el cuerpo en la misma dirección. PATRÓN DE MARCHA: conservación de una forma de caminar, variables de marcha constantes y repetitivas. 12 RESUMEN En la Ingeniería Biomédica es de gran importancia la forma como se lleva a cabo la adquisición, almacenamiento y visualización de los datos obtenidos por medio de los diferentes sensores. Dependiendo del registro que se desea hacer, existen diferentes restricciones de diseño como el tamaño, costo, consumo de potencia, etc. Es por esta razón que se debe diseñar sistemas que puedan cumplir con las diferentes necesidades del medio y así ser más específicos y evitar las restricciones de diseño. Debido a la gran incidencia en problemas en la marcha asociados a complicaciones en el apoyo plantarque desencadenan dificultades en las articulaciones de los miembros inferiores por el desplazamiento del vector de fuerza, es necesario diseñar un sistema que permita la medición de variables que desempeñan un papel importante en la marcha como lo son la presión plantar y la aceleración de la pierna. En este trabajo se presenta el diseño e implementación de un sistema de plantilla inalámbrica que permite registrar la presión plantar y aceleración de la pierna, empleando protocolo bidireccional con módulos de transmisión PRoC (Programmable Radio on Chip) los cuales tienen bajo consumo de potencia y su banda de trabajo está alrededor de los 2.4 GHz (banda ISM), la cual es una frecuencia reservada originalmente para uso con fines industriales, científicos y médicos. El objetivo principal de este sistema es ayudar en la medición de variables temporo espaciales y poder cuantificar las presiones plantares durante el contacto inicial y despegue durante la marcha. Lo que primero se realizó fue la selección de sensores basándose en la linealidad, tiempo de respuesta, voltaje de alimentación, durabilidad y costos entre otros aspectos. Una vez seleccionados los sensores estos fueron caracterizados, luego se hizo el diseño del sistema de adquisición y procesamiento de las señales, por último se implementó el sistema PRoC para la transmisión de los datos y se diseñó una interfaz en Labview para la visualización y almacenamiento de los valores obtenidos. Las principales restricciones que se tuvieron con el diseño e implementación del sistema fue el aprendizaje de manejo de nueva tecnología como el PSoC (Programmable System on Chip) el cual utiliza circuitos de señal mixta. Por otra parte el diseño de nuestros propios circuitos impresos que además de adquirir la señal de los sensores, programa el PSoC e implementa el modulo de transmisión inalámbrica por radiofrecuencia (RF). 13 Existen diferentes campos en los cuales en un futuro el sistema podría ser muy útil como lo son: diseño de ortesis, evaluación pre y postoperatorio, análisis de marcha, medicina deportiva, rehabilitación y medición de presión plantar en personas con diabetes cuya incidencia ha aumentado en los últimos años. 14 INTRODUCCIÓN Desde que el ser humano piensa, ha intercambiado información y ha dado medidas a cantidades en un intento de entender el entorno. Al parecer tiene una necesidad de investigar lo que lo rodea, y gracias a los sentidos esto se puede lograr, pero esas capacidades naturales no son suficientes y se crean medios y herramientas para satisfacer la necesidad de conocimiento y entendimiento. Lo primero que se hace para realizar una medición es caracterizar el tipo de proceso necesario para investigar y determinar el parámetro físico que se va a medir. Además se debe considerar cualquier factor que afecte la medición. Hay que formular un criterio que contenga el tipo de medida, el tiempo de respuesta, la exactitud, etc. Entonces se pasa a la recolección de datos y luego se procede a analizar, sintetizar y evaluar las medidas [Van Putten, 1996]. El uso de transductores ha facilitado la forma de conocer nuestro entorno ya que brinda mayor exactitud a la medición. En ingeniería el proceso de medición generalmente se realiza de acuerdo al diagrama de bloques de la Figura 1. En esta Figura, el transductor es la interfaz entre el mundo real y el sistema de medición, el acondicionamiento está compuesto por etapas de filtrado, amplificación y conversión análogo digital. La última etapa de esta Figura, el procesamiento, puede ser realizada por el sistema de medición ó en un computador. Figura 1. Diagrama en bloques de un sistema de medida El cuerpo humano está inmerso en un sistema de fuerzas las cuales se pueden clasificar en dos grupos: las fuerzas internas las cuales son el resultado de la interacción de los músculos y mantienen la unidad del mismo, y las fuerzas externas que corresponden a la fuerza de gravedad, fricción, reacción al piso e inercia. El control del equilibrio es una de las funciones básicas del pie muy necesaria para asistir a la estabilidad postural, hoy gracias a estudios de baropodometría se ha 15 demostrado que la presión plantar se manifiesta por zonas de apoyo que van desde el talón hasta la punta de los dedos. La medición de la distribución de la presión plantar y la aceleración de la pierna son muy útiles para el diagnóstico de enfermedades del pie, así como la evaluación funcional prequirúrgica y postquirúrgica. La gran mayoría de autores coinciden en que es de gran importancia disponer de ayudas diagnosticas que sean capaces de registrar cambios de presión y aceleración durante la marcha, y de esta forma poder corregir las posibles causas que origina el problema. El poder implementar este tipo de tecnologías que ayude al médico a diagnosticar y planificar tratamientos a pacientes con dolores localizados o con problemas de insensibilidad es muy importante ya que reduce el margen de error que pueda cometer y además podrá hacer un seguimiento del antes y después de una cirugía o cualquier tipo de tratamiento. Así mismo otros tipos de análisis como lo es el deportivo, podrían por medio de este sistema evaluar los puntos de mayor presión y así desarrollar el calzado adecuado para el deportista, y desde luego este sistema es una herramienta útil en el diseño de órtesis ya que se puede hacer el análisis de marcha en línea y hacer las modificaciones necesarias. 16 PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA El número de personas con trastornos en la marcha va en aumento, ya que la prevalencia anual de las enfermedades que causan estas perturbaciones es mayor. Por ejemplo, en 1999 el 31% de todas las muertes, mundialmente, fue por accidente cerebrovascular, la Organización Mundial de la Salud (OMS) estima que para el 2010 este número aumente al 36% [IMBANACO, 2005]. En el censo general en Colombia del 2005, se encontró una prevalencia de personas con limitaciones permanentes para moverse o caminar de 29.5%, que representa a 782 252 habitantes para ese año. El principal factor de discapacidad en Colombia es la violencia, primera causa de muerte (13%) según la OMS en el 2002, también están los accidentes de tránsito y los problemas perinatales con un índice menor (8% y 7% respectivamente) [OMS, 2006]. Algunas enfermedades que afectan la marcha son: pie equino, hemiparesia, Parkinson, entre otras. Otras causas de trastornos son traumas, parálisis cerebral, problemas pre y perinatales. En general, las enfermedades que afectan la marcha presentan signos entre los cuales están: dolor, limitación del movimiento, debilidad muscular y/o control neurológico deficitario. Cualquiera que sea la causa y los signos del trastorno, la marcha se ve afectada en sus parámetros temporo espaciales. Estos parámetros son el tiempo que se toma en dar un paso, la longitud, la cantidad de pasos que se pueden dar en cierta cantidad de tiempo. Cuando estos parámetros se ven afectados el gasto energético empleado para caminar se aumenta y el desempeño de la persona puede disminuir. Por lo tanto, realizar algunas tareas cotidianas se convierte en un problema, y en algunos casos el desenvolvimiento social se ve afectado no solo por la discapacidad física sino también por factores psicológicos. Para el tratamiento de personas con trastornos de marcha existen laboratorios especializados en el análisis de movimiento en los cuales se hace una valoración pre y post intervención médica; esto para lograr minimizar los errores. En nuestro medio son contados los laboratorios al servicio de esta población y el acceso a estos se ve limitado por ubicación y costos. Por ejemplo, en el sur occidente colombiano no hay laboratorios que presten el servicio, solohay dos en Bogotá. La forma como se hace seguimiento a las personas con trastornos de marcha es de forma subjetiva, basada en la experiencia de los médicos y especialistas en el área. Con todo lo anterior expuesto se llegó al siguiente planteamiento: ¿Es posible realizar una valoración cuantitativa de bajo costo a personas con trastornos de la marcha con un dispositivo que ayude a medir parámetros temporo espaciales? 17 JUSTIFICACIÓN En el mundo existen dispositivos que miden presiones plantares para monitoreo de personas que sufren diabetes [Atlas, 2008; Perry 2002], para análisis de marcha [Fong, 2008; Hannula, 2007; Smith, 2002; Chen, 2008], para cálculo de las fuerzas de reacción del piso [Forner, 2004], entre otras aplicaciones. En nuestro medio existen platillas instrumentadas diseñadas para la medición ambulatoria de presión plantar en pie insensible y para la evaluación del calzado entre otras aplicaciones que no van más allá de la simple adquisición de las variables. Es por lo anterior que en Colombia son pocos los sistemas que ayudan a la cuantificación de parámetros de marcha que puedan ayudar al seguimiento de personas que tengan alguna alteración en su forma de caminar causada por cierta patología. Por otro lado, el uso de los laboratorios que hay en el país es costoso y tiene poca demanda ya que el conocimiento en esta rama es poco, por lo tanto los análisis se realizan de forma observacional y basándose en la experiencia del especialista. Debido al constante aumento de personas que sufren alguna patología relacionada a miembros inferiores y el poco desarrollo de dispositivos en nuestro medio para el diagnostico de estas es necesario el diseño, desarrollo e implementación de un sistema de plantillas que compuesto por sensores de presión y de aceleración y transmisión inalámbrica de datos, brinden una herramienta de bajo costo para cuantificar presiones plantares y parámetros temporo espaciales y visualizar los datos obtenidos en un computador. Entonces, es necesaria una herramienta de bajo costo que pueda ser implementada en laboratorios no tan desarrollados, que ayude a la medición de las diferentes variables de la marcha, así como los parámetros temporo espaciales y presiones plantares, para que cualquier persona que lo necesite pueda acceder al mejoramiento de su calidad de vida. 18 OBJETIVOS GENERAL Diseñar e implementar un sistema de plantilla para registro inalámbrico de medidas de aceleración de la pierna en sus tres ejes y presiones plantares durante la marcha utilizando PSoC. ESPECÍFICOS Determinar las curvas de voltaje contra carga y voltaje contra fuerza G de los sensores de presión y del acelerómetro respectivamente. Diseñar un sistema de adquisición para registrar medidas de aceleración de la pierna en 3D y presión plantar utilizando PSoC. Implementar un sistema de transmisión y recepción RF utilizando dispositivos USB inalámbricos. Diseñar la interfaz de usuario para la visualización de las variables. Evaluar el sistema diseñado. 19 1. MARCO TEÓRICO 1.1. MARCHA Para humanos las actividades de locomoción más analizadas son las de caminar y correr [Nigg, 2007]. Estas actividades brindan independencia al individuo y son los principales medios para movilizarse en su entorno. La marcha esta divida en dos periodos, el de apoyo y balanceo, cada periodo tiene una serie de fases, en la literatura se pueden encontrar al menos 5 diferentes clasificaciones de la marcha, la primera publicada en Gait Analysis: Normal and Pathological Function [Perry, 1992], en 1988 Sutherland planteó una clasificación que consta de tres fases en el periodo de apoyo, soporte doble inicial, soporte en una pierna y segundo soporte doble, otra clasificación [Winter, 1985] divide los periodos en fases de aceptación de la carga, apoyo medio, impulso de despegue, despegue y alcance [Kirtley, 2006]. Y aunque cada una de ellas ha nombrado las diferentes fases de una manera distinta, todas coinciden en que hay dos periodos. Para un ciclo de marcha se tienen que dar dos pasos, un paso se da cada vez que una pierna es adelantada. Por lo tanto si el contacto inicial se ha hecho con el pie derecho, una vez que el pie ipsilateral haga contacto inicial nuevamente, se completa un ciclo, así como se observa en la Figura 2. Figura 2. Ciclo y paso El periodo de apoyo comprende aproximadamente el 60% de un ciclo y el de balanceo el 40% en una marcha normal. Estas duraciones se pueden ver afectadas de distintas maneras, por ejemplo una persona con dolor en la pierna derecha va a tratar de apoyar menos en esa pierna así que el periodo de balanceo tendrá mayor duración que la normal. Hay herramientas biomecánicas que facilitan el análisis del movimiento, como: • Parámetros temporo espaciales. 20 • Cinemática (fuerzas externas). • Centro de masa y energética del cuerpo. • Cinética articular. • Electromiografía. • Potencia articular. 1.1.1. Marcha patológica. La marcha puede ser afectada por distintas causas, entre esas podemos encontrar dolor, limitación del movimiento, debilidad muscular y control neurológico deficitario. El patrón característico de una marcha alterada por dolor es [Marco, 2003]: • Disminución de velocidad. • Disminución de cadencia. • Disminución de longitud de ciclo. • Disminución de tiempo de apoyo en la extremidad afectada. La limitación del movimiento, que a veces está acompañada con dolor, puede ser causada por retracciones o contracturas musculares, estas dificultan la marcha y los parámetros temporo espaciales se ven afectados, así como sucede cuando existe debilidad muscular bien sea por atrofia, lesiones neurológicas o miopatías, entre otras. Sin embargo, el patrón de marcha se ve más afectado con el control neurológico deficitario que se presenta cuando el sistema nervioso central o periférico es afectado y se producen trastornos como espasticidad, perdida de coordinación en los movimientos y variación de la propiocepción. En nuestro medio al menos 300 de cada 100.000 habitantes han sufrido un ACV, y a diferencia que en los países desarrollados, esta prevalencia tiende a aumentar [Pérez]. Un ACV se da por falta de suministro de sangre al cerebro. Existen dos tipos de causas de ACV, isquemia, se refiere a la oclusión de alguna de las arterias que conducen la sangre hacia el cerebro por un embolo proveniente del corazón u otras arterias. La otra causa es la hemorrágica que se da por la ruptura de algún vaso sanguíneo encefálico por aneurisma u otros. Las características comunes de una marcha después de un ACV son disminución en la velocidad y cadencia y asimetría en el patrón [Mizelle, 2005; Lin, 2006; Hsu, 2003]. 1.1.2. Parámetros temporo espaciales. Los parámetros temporo espaciales incluyen velocidad de marcha, cadencia y longitud de ciclo. La velocidad de marcha es la distancia que se recorre en un tiempo determinado, cada persona tiene una velocidad propia de marcha y esta cambia dependiendo de los requerimientos de cada individuo. Por su parte, la cadencia se refiere a la cantidad de pasos que se dan por cada minuto, o bien la cantidad de ciclos por segundo, el valor aproximado normal varía dependiendo del género, en mujeres tiene un rango 21 de 115 a 120 pasos/minuto, en hombres de 110 a 115. Por otro lado, la longitud de ciclo se puede calcular utilizando la siguiente relación [Cifuentes, 1998]: Longitud de ciclo= (120 x velocidad)/ cadencia Para medir parámetros temporo espaciales de la marcha se necesita básicamente un dispositivo que mida tiempo, otro que mida distancia y por ultimo uno que mida pasos. Se puede hacer uso desde un cronometro y un metro hasta sofisticados sistemas que constan de cámaras y de software especializados. 1.1.3. Fuerza de reacción. La tercera leyde Newton, la ley de la reacción, afirma que las fuerzas se presentan en pares opuestos, es decir, si un cuerpo ejerce fuerza sobre otro cuerpo existe también el par de esa fuerza aplicada pero en sentido contrario. Cuando un individuo camina ejerce fuerza sobre la superficie por efecto de la gravedad, esta fuerza tiene un par de reacción y esta es absorbida por los pies y distribuida al cuerpo. En reposo (de pie) la fuerza de reacción del piso es constante y su magnitud es igual al peso del cuerpo, pero durante la marcha esta va cambiando. Durante el contacto inicial la fuerza va aumentando mientras la carga se va transfiriendo de una extremidad a otra, y llega a ser un poco mayor que el peso del cuerpo cuando la carga es aceptada por una de las extremidades, una vez hecha la aceptación la fuerza disminuye y vuelve a aumentar cuando se va hacer la transferencia a la otra pierna, y lentamente disminuye a cero cuando la carga ha sido aceptada por la pierna contra lateral. El registro de esta fuerza de reacción se puede apreciar en la Figura 3, tiene una forma de M en marcha normal. Figura 3. Fuerza de reacción vertical de la superficie durante una marcha normal Fuente: KIRTLEY, Chris. Clinical Gait Análisis Theory and Practice. 1 ed. Estados Unidos: Elsevier, 2006. p. 84. 22 La duración normal de un ciclo de marcha es de aproximadamente 1.916 s. La fase de apoyo corresponde al 60%. Con el propósito de la digitalización de una señal como la de la Figura 3, se debe tener en cuenta el tramo desde punto inicial de ésta y su primer punto máximo, es decir, donde se presenta el máximo valor de su pendiente; entonces, es necesario muestrear de 6 a 10 veces para describir este tramo correctamente [Levine, 1999 ]. Este punto máximo sucede generalmente en el 15% del ciclo de marcha, entonces la frecuencia de muestreo, en este caso, está alrededor de 68 Hz. Los pies cumplen un papel muy importante durante nuestra marcha porque son los que reciben y distribuyen las fuerzas de reacción de la tierra en su planta y las transfieren a través de las extremidades. En reposo el talón y el 2do y 3er metatarsiano son sometidos a mayor presión que el resto de la planta del pie [Cifuentes, 1998]. La presión está definida como la fuerza aplicada a un área, la relación entre la fuerza y la presión es directamente proporcional, en cambio con el área es inversa. La unidad SI de la presión es el Pascal (Pa), que es igual a 1Newton por metro cuadrado. Las presiones plantares están determinadas por la estructura del pie y su función. La presión sobre el talón es afectada por la velocidad del ciclo, la estructura longitudinal del arco, grosor del tejido del talón y la edad. La presión en el medio pie es dominada por la estructura del arco, mientras las presiones sobre las cabezas de los metatarsianos esta principalmente determinada por el movimiento de la articulación talo crural y la actividad de los músculos gastronemios, y la presión del halux por el movimiento de la primera articulación metatarsofalángica [Cifuentes, 1998]. Hay diferentes respuestas del tejido a presiones aumentadas como atrofia, formación de cayos, ulceraciones y hasta muerte de tejido. Las razones pueden ser presiones muy altas por trauma, presiones moderadas de muy larga duración o presiones considerables repetidas ciento de veces. En una marcha normal, en un pie sin alteraciones, en el contacto inicial la presión recae sobre el talón, luego se va transmitiendo suavemente a la parte lateral del medio pie y por último se concentra en las cabezas de los metatarsianos finalizando en la fase de despegue con una menor magnitud sobre el halux, así como se muestra en la Figura 4. 23 Figura 4. Secuencia de la presión sobre la planta del pie durante la marcha Fuente: KIRTLEY, Chris. Clinical Gait Análisis Theory and Practice. 1 ed. Estados Unidos: Elsevier, 2006. p. 109. Para la medición de presiones plantares en la actualidad se hace uso de elementos piezoresistivo que sometidos a un esfuerzo mecánico estos cambian su resistencia eléctrica, son los más usados por su linealidad. 1.2. SENSORES PIEZO-RESISTIVOS Los sensores que se basan en la variación de la resistencia eléctrica son abundantes ya que existen muchas magnitudes físicas que afectan este valor. Entre los más comunes tenemos potenciómetros, galgas extensiométricas, termistores, magnetorresistencias, entre otros. Cada uno de ellos tiene un fundamento y se usan dependiendo de la variable física a medir. Los sensores de fundamento piezoresistivo se basan en la variación de la resistencia eléctrica de un conductor o semiconductor cuando es sometido a un esfuerzo mecánico, este principio fue descubierto en 1856 por Lord Kevin [Pallas, 2007]. Los sensores más conocidos con este fundamento son las galga extensiométricas, utilizadas generalmente en extensómetros en máquinas para pruebas de materiales. En el diseño del sistema se utilizaron sensores de presión piezoresistivos llamados Flexiforce de Teckscan. Estos están hechos de una capa de poliéster, entre capas hay material conductivo (plata) y tinta sensible a la presión. Al aplicar una carga sobre el área sensible la resistencia eléctrica del sensor disminuye. 24 1.3. SISTEMAS MICROELECTROMECÁNICOS Los sistemas microelectromecánicos (MEMS) son la integración de elementos mecánicos, sensores, actuadores y electrónica en un sustrato de silicio a través de tecnología de microfabricación. El beneficio de estos sistemas se puede percibir cuando se maneja un carro, es difícil encontrar un vehículo que no cuente con estos sensores o actuadores, el mecanismo de las bolsas de aire poseen un acelerómetro de esta tecnología. Por otro lado está la consola Wii, el Apple iPhone [Edwards, 2009]. El uso de estos sistemas está en crecimiento, y la fabricación de acelerómetros se hace cada vez más sofisticada partiendo de la geometría y configuración mecánica, disminuyendo su tamaño y ampliando sus alcances. Los acelerómetros se pueden fabricar y empaquetar para medir aceleración en un plano o en dos y tres planos ortogonales [Tuite, 2009]. El principio consiste en una masa conocida ubicada a cierta distancia entre elementos conductores como se muestra en la Figura 5, cuando el sistema es acelerado, la distancia entre la masa y los elementos conductores cambia, al igual que la capacitancia. En el caso de los acelerómetros triaxiales, existe un mecanismo para cada uno de los ejes. Figura 5. Principio de acelerómetro MEMS Fuente: MAGGIOLO, Gustavo. Detector sísmico con acelerómetro XYZ MMA7260Q. Nota de Aplicación 06, 2007. 1.4. SISTEMAS EMBEBIDOS PROGRAMABLES Un sistema embebido es la combinación de hardware y software para realizar una tarea específica. Pueden ser programables o diseñados para una función 25 específica. La cantidad de dispositivos que utilizan y pueden llegar a utilizar este tipo de sistemas es abundante, desde juguetes hasta maquinaria industrial. El uso de sistemas embebidos va en crecimiento, ya que ayudan a que los productos de línea blanca, de consumo al por menor e industrias manufactureras se doten de alta tecnología [Young, 2000], y a medida que el alcance de estos sistemas aumenta su tamaño disminuye [Borck, 2007]. Dentro de la gran gama de sistemas embebidos programables que existen en el mercado podemos encontrar los fabricados por Cypress, entre los cuales encontramos los Programmable System on Chip (PSoC) y los Programmable Radio on Chip (PRoC). El PSoC combina un microcontrolador de 8-bit, memoria flash, y una memoria estática de acceso aleatorio con bloques análogos y digitales que se pueden programar. La cantidad de bloques programables disponibles dependen de la familia del PSoC, el más común es CY8C27443, que consta de 12 bloques análogos y 16 digitales. Otra ventaja del dispositivo es que permite configurarlas líneas de conexión y pines a la necesidad del diseño. Para trabajar con los PSoC existen dos entornos de desarrollo integrados llamados PSoC Express y PSoC Designer, la diferencia entre estos radica en el nivel que se realiza el diseño, el Express maneja un nivel gráfico y el segundo es a nivel del integrado. En la Figura 6 se puede observar el entorno de desarrollo del PSoC Designer, en la imagen se pueden ver representados por cuadrados grises los bloques digitales y análogos, ubicados en la parte superior e inferior respectivamente. Se aprecian además las vías de interconexión, que como ya se había mencionado antes, se puede disponer de ellas según la necesidad del diseño. En la Figura 7 se puede observar la ventana del entorno de desarrollo de PSoC Express, su manejo se basa en la configuración de íconos que representan los elementos a utilizar en el diseño. 26 Figura 6. Vista del editor de dispositivo del PSoC Designer Fuente: Cypress Semiconductor. IDE User Guide. Documento #38-12002. 2006. Pp 59. Figura 7. Entorno de diseño de PSoC Express Fuente: Cypress Semiconductor. CapSense Guide. 2007, p. 11. 27 1.4.1. PSoC Express. Este es una herramienta de diseño que permite la programación de sistemas embebidos en este caso el PSoC. La programación se basa en diseño orientado a objetos lo que permite programar sin utilizar ninguna línea de código, para luego ejecutarlo en el integrado. Como parte de la programación posee un gran banco de sensores como por ejemplo de luminosidad, temperatura, proximidad, etc. En PSoC Express existen tres grupos básicos de elementos de diseño que se utilizan para la programación, que son: Controladores, funciones de transferencia y evaluadores, en la Figura 7, en la parte inferior izquierda se pueden observar las pestañas que contienen las listas de los diferentes elementos disponibles en cada grupo. En los drivers podemos encontrar los elementos de entrada, salida e interfaces. En el grupo de funciones de transferencia se puede encontrar tabla de búsqueda, codificadores de prioridad, y condición de codificadores. Finalmente en el grupo de los evaluadores se encuentran las herramientas de control del sistema. Otra manera de diseñar en PSoC Express es a partir de maquina de estados, en la que se determinan los estados, las transiciones y condiciones necesarias para el funcionamiento del sistema a crear. 28 2. DISEÑO FUNCIONAL DEL SISTEMA El diseño funcional del sistema, se dividió en dos subsistemas, uno para el procesamiento de los sensores de presión compuesto por el módulo de transmisión de señales de presión y por el módulo de recepción 1, y otro para el procesamiento de las señales del acelerómetro compuesto por su módulo de transmisión y el módulo de recepción 2. Los módulos de transmisión corresponden a los esclavos del sistema mientras los de recepción a los maestros, como se puede observar en la Figura 8. Figura 8. Diagrama en bloques del sistema La integración de los dos subsistemas se realizó en el computador a través de una interfaz gráfica diseñada en Labview, la cual nos proporciona la facilidad de ver los resultados en línea. 2.1. CARACTERIZACIÓN DE LOS SENSORES Cada subsistema utiliza un tipo de sensor diferente. Para la medición de la presión se utilizaron 4 sensores piezoresistivos Flexiforce y para la medición de la aceleración se utilizó un acelerómetro tipo MEMS de referencia MMA7260QT. Cada uno de estos fue caracterizado para conocer su comportamiento frente a la variable a medir. 2.1.1. Sensor Flexiforce. En la Tabla 1 se pueden ver las principales características de este sensor, y en la Figura 9, su apariencia. 29 Tabla 1. Características técnicas del sensor Flexiforce Parámetro Valor Largo 203mm Ancho 14mm Espesor 0.203mm Área sensible 9.53mm de diámetro Tiempo de respuesta <microsegundos Rango de fuerza 110lb (440N) Figura 9. Sensor Flexiforce Estos sensores son piezoresistivos, eso quiere decir que al ser sometidos a una carga, su resistencia eléctrica cambia, a mayor carga sobre el sensor menor es la resistencia eléctrica. En las figuras 10 y 11 se muestra el diseño desarrollado para la caracterización de los sensores de presión el cual consta de una varilla de hierro sujeta de un extremo a una base, la cual con un nivel aseguramos la perpendicularidad a la gravedad, y en el otro extremo se ubico una media esfera, en la cual se aplica la carga. De igual manera el sensor tiene otra media esfera, que con la del dispositivo aseguran una mejor distribución de la carga en toda el área sensible. Además, el sistema constaba de un dinamómetro que tenía un gancho donde se disponía la carga, el dinamómetro medía la fuerza aplicada y esta era registrada. Figura 10. Sistema de caracterización de sensores de presión, soporte 30 Figura 11. Sistema de caracterización de sensores de presión, contacto soporte- sensor Lo recomendado por el fabricante para la caracterización de los sensores es ejercer una presión aproximadamente del 110% de la presión que este soporta. Esta presión esta representada por un voltaje, luego se procedió a aplicar diferentes fuerzas y registrar los voltajes de salida hasta llegar al 100% de su capacidad registrando los voltajes de salida que servirán de referencia cuando se hagan las pruebas de verificación del sistema. Normalmente el sensor proporciona una variación de resistencia que disminuye con la presión, cuando la presión sobre el sensor es nula su resistencia es máxima >5MΩ, uno de los limitantes que tiene el sensor es que la máxima presión a la que puede ser sometido que es de 62.31 MPa, para nuestro proyecto se utilizarían presiones mayores por lo que se necesitó realizar un circuito como se muestra en la Figura 12 recomendado por el fabricante para aumentar su rango. Figura 12. Circuito recomendado por el fabricante para cargas de hasta 100 lb Para implementar el circuito de la Figura 12, se realizó un circuito impreso que nos facilitara la obtención de las cuatro señales al mismo tiempo, es decir se hizo el mismo arreglo para cada sensor en una misma plaqueta de cobre y se implemente. Este circuito impreso fue el usado inicialmente para realizar las 31 pruebas de caracterización de los sensores y para las primeras pruebas de adquisición de señales. El resultado del diseño provisional se puede ver en la Figura 13. Este está compuesto de una entrada de voltaje de alimentación de 9 y - 9 V, un regulador de voltaje de 5V, 4 resistencias de 30kΩ, un amplificador LM324, una regleta de pines para la salida de las señales. Figura 13. Diseño del circuito para adquisición de señales de presión En la Figura 14 podemos observar la respuesta en voltaje a una presión aplicada sobre los sensores piezoresistivos. Este tipo de evaluación es importante para determinar si en realidad estos tienen una respuesta lineal y si las salidas de voltaje son similares a una misma presión. Como se aprecia en esta Figura. La respuesta de los sensores no son similares, por ejemplo la respuesta del sensor 3 es mucho mayor en comparación a los otros sensores, lo que nos permite concluir que en la etapa de acondicionamiento de los sensores piezoresistivos se debe realizar una amplificación para el sensor 1 y una atenuación para el sensor 3 para poder aproximar las salidas de estos a las salidas de los sensores 2 y 4. Figura 14. Gráfica de presión vs. Voltaje 0 1 2 3 4 5 6 7 0 5000 10000 15000 Presion (Pa) V ol ta je ( v) Sensor1 Sensor2 Sensor3 Sensor4 2.1.2. Sensor MMA7260QT. El acelerómetro MMA7260QT es un sistema microelectromecánico (MEMS) capacitivo triaxial, lo que quiere decir que la 32 aceleración es directamente proporcional al cambio de la capacitancia quese da internamente en los diferentes ejes del acelerómetro. La orientación de los ejes en el acelerómetro se puede ver en la Figura 15. Este acelerómetro tiene selección de sensibilidad (1.5g / 2g / 4g / 6g), bajo consumo de corriente (500µA), y su tamaño es de 6x6 mm. Figura 15. Orientación de los ejes en el acelerómetro MMA7260QT Para verificar el buen funcionamiento del acelerómetro lo que se hizo inicialmente fue registrar su respuesta a movimientos definidos como se muestra en la Figura 16, es decir, se conectó una de las salidas del acelerómetro a un multímetro, luego el acelerómetro era movido de forma continua con respecto al eje correspondiente y se observaba el cambio del voltaje en la salida. Esto se realizó con cada uno de los ejes. Lo siguiente fue comparar la respuesta obtenida en el laboratorio con los que el fabricante proporciona. Figura 16. Posición y respuesta experimental del acelerómetro en sus diferentes ejes Se puede observar en la anterior Figura que las salidas son similares a las ofrecidas por el fabricante, y que las desviaciones que se obtuvieron no superan el 33 ±0.1 voltios lo que nos da confiabilidad para lo requerido en el diseño. Las salidas de voltaje inferiores de 1.65V se consideran como aceleraciones negativas, y viceversa. En la Figura 17 se puede apreciar la forma como se obtuvo la respuesta de los ejes X y Y ya que en este caso, el Z es el eje de giro. La posición del acelerómetro fue monitoreada por un goniómetro para garantizar los grados de desplazamiento, se inicio en la posición de 0º y se fue incrementando cada 30º hasta llegar a los 360º, de esta manera los ejes tuvieron todas las posibles posiciones incluyendo las negativas. Figura 17. Posición acelerómetro con eje fijo en Z En la Figura 18 se puede observar la respuesta del sensor a la fuerza de gravedad, se puede notar que el voltaje que describe a la aceleración ejercida en el eje Z es casi constante (repuesta en voltaje igual a 1.65 v indica ausencia de aceleración en el eje) con algunas pequeñas variaciones, pero si se puede advertir la respuesta de los ejes X y Y los cuales son sometidos a la aceleración gravitacional desde diferentes ángulos. Esta posición en la caracterización es una de las más importantes ya que se puede observar la variación del voltaje con respecto a la posición en el eje X que es uno de los más importantes ya que por convención mundial en el análisis de marcha se opto por tomar el eje X como dirección del movimiento. En seguida de obtener los diferentes voltajes de salida en el caso anterior, se prosiguió con ubicar el sensor como se muestra en la Figura 19 para que el eje X sea el eje de giro durante la prueba y obtener los diferentes voltajes de salida en función de X. 34 Figura 18. Respuesta del sensor a la aceleración gravitacional 0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 0 50 100 150 200 250 300 350 Posición en angulos (grados) V ol ta je ( v) X Y Z Figura 19. Posición acelerómetro con eje fijo en X En la Figura 20 podemos observar la salida del sensor como repuesta a la aceleración gravitacional, teniendo fija la posición de X. Se puede observar la respuesta en Y y en Z, teniendo en cuenta que Z es el segundo eje con mayor importancia y variabilidad en el análisis de marcha, por lo tanto es importante conocer su respuesta. Figura 20. Respuesta del sensor a la aceleración gravitacional 0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 0 50 100 150 200 250 300 350 Posición en angulos (grados) V ol ta je ( V ) X Y Z 35 Después de haber obtenido las respuestas del acelerómetro en función de X y Z se procedió a conseguir estos voltajes teniendo como eje fijo a Y, en la Figura 21 se puede observar la manera en que se ubico el sensor para así cuando se efectuaran los cambios de ángulo no afectaran este eje. Figura 21. Posición acelerómetro con eje fijo en Y Luego de obtener la respuesta en función Y se prosiguió a graficarlas, en la Figura 22 se puede observar el variación del voltaje en los ejes X y Z, los cuales son los más importantes en el análisis de marcha sin prescindir de los cambios en el eje Y, ya que en estos ejes se encuentra la mayor cantidad de datos que nos pueden ayudar a describir el movimiento del paciente. Figura 22. Respuesta del sensor a la aceleración gravitacional 0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 0 50 100 150 200 250 300 350 Posición en angulos (grados) V ol ta je ( v) X Y Z 2.2. DISEÑO DE SUBSISTEMA PARA ADQUISICIÓN DE DATOS PARA SENSORES DE PRESIÓN Para el diseño de la adquisición de las señales provenientes de los sensores de presión, fue necesario diseñar un módulo (esclavo) el cual tomara las 4 señales 36 análogas de cada uno de los sensores, convertirlas a digitales, para luego enviarlas por radio frecuencia a otro modulo (maestro) conectado a un computador donde se visualizaran las respuestas de los sensores, estos módulos se diseñaron utilizando PSoC. Para realizar esta programación se utilizó el software PSoC Express en el cual, como se explicó en el capitulo 1, se hace la programación por medio de íconos y configuración de propiedades de cada elemento (lenguaje gráfico). A continuación se describe la programación del esclavo, lo primero que se debió utilizar fue bloques de voltaje de entrada como se puede ver en la Figura 23, los cuales permitieran trabajar en el rango de voltajes de 0 a 2600mV ideales para nuestro diseño, estos bloques son: Flexiforce 1, Flexiforce 2, Flexiforce 3, Flexiforce 4. Estos incluyen la conversión de análogo a digital de 12 bits. Luego se utilizó un bloque para la transmisión inalámbrica (Wireless), el cual permite el envió de la información digitalizada por radio frecuencia. Este bloque trae incorporado toda la programación del módulo Artaflex, el cual contiene el PRoC. La frecuencia de muestreo de un sistema PSoC es configurada cuando el diseño es compilado (Build Device). PSoC Express permite seleccionar esta entre 8Hz, 64Hz ó permanente (Free Run). El subsistema diseñado fue configurado en modo Free Run ya que en este caso se desea un muestreo superior a 64Hz con el propósito de obtener la mayor cantidad de datos posibles. Figura 23. Diseño de módulos de transmisión y recepción de señales de presión En la Figura 23 también se puede observar el diseño de la programación de la etapa de recepción (maestro) de las señales de presión la cual consta de un módulo inalámbrico (Wireless) que es el encargado de recibir la información digitalizada, bloques de entrada de datos, los cuales son los encargados de dividir la información que viene en paquetes desde el esclavo y enviarlas vía COM al computador utilizando el bloque USBUART, este bloque permite utilizar el puerto USB como entrada para los datos de forma serial. 37 Para el diseño del hardware lo primero que se debió estudiar fueron los diagramas esquemáticos proporcionados por el fabricante, los cuales nos indican cuales de los elementos son necesarios para realizar la programación de los integrados, así como la adquisición y transmisión de las señales. Teniendo en cuenta los diagramas proporcionados por el fabricante se desarrollo un nuevo esquemático el cual contiene los siguientes componentes: • Conector macho de voltaje de alimentación. • 1 Diodo Schottky. • 2 reguladores de voltaje uno a 5 V y otro a 3.3 V. • 1 Led, para aviso de encendido. • Regleta de pines hembra-macho para el puerto de entrada del PSoC. • Pines de programación. • Encaje para modulo de transmisión. • Resistencias, condensadores e interruptores varios. Para el diseño del circuito impreso se utilizó el software Eagle. Este proporciona de inmediato la apariencia final del circuito como se puede observar en la Figura 24 a y b. Con este diseño se realizó el circuito impreso en plaqueta. El circuito se diseñó a dos caras para disminuirsu tamaño. Este contiene regletas de conexión para el módulo Artaflex, los sensores de presión y para la programación del PSoC, bases PDIP para un LM324 y un PSoC, bornera para alimentación del circuito, un botón de reinicio y uno de intercomunicación, además tiene dos pines de salida de alimentación para el circuito impreso para adquisición de las señales del acelerómetro. Figura 24. Parte superior (a) e inferior (b) del circuito impreso para adquisición y transmisión de señales de presión y programación del PSoC 38 2.3. DISEÑO DE SUBSISTEMA PARA ADQUISICIÓN DE DATOS PARA EL ACELERÓMETRO Para el diseño de la adquisición y procesamiento de las señales provenientes del acelerómetro fue necesario diseñar un sistema similar al sistema para la adquisición de los sensores de presión, solo que en este caso son necesarias tres señales; es decir los ejes X, Y y Z. La programación se realizó utilizando PSoC Express, donde se seleccionaron tres bloques de entrada de voltaje que también convierten la señal de análoga a digital, un módulo de trasmisión inalámbrica el cual se encarga del envío de las señales por radio frecuencia. Esta descripción corresponde al esclavo, como se puede observar en la Figura 25. Figura 25. Diseño de módulos de transmisión y recepción de señales del acelerómetro También en la Figura 25, se puede observar la etapa de recepción (maestro) de las señales del acelerómetro el cual consta de un modulo inalámbrico (Wireless) encargado de la recepción de los datos, tres bloques (entrada X, Y, Z) encargados de leer cada una de las señales y un bloque (USBUART) encargado de enviar las señales al computador por medio de USB. Al igual que con el diseño del subsistema para adquisición de datos para sensores de presión, la frecuencia de muestreo fue configurada como Free Run. Luego se diseñó el esquemático del circuito impreso del hardware para el procesamiento de las señales del acelerómetro por medio del software Eagle. En este caso se tienen tres entradas análogas provenientes del acelerómetro y que van al PSoC, un módulo Artaflex, una regleta para alimentación del circuito de 39 3.3V proveniente del circuito impreso para la adquisición de las señales de los sensores de presión, un botón de reinicio y un botón para intercomunicación. Luego se obtuvo el diagrama del diseño para la impresión de la plaqueta que también se realizó a doble cara como se puede observar en la Figura 26 a y b para reducir espacio y así fuera más cómoda para el paciente o usuario al llevarlo en la pierna. Figura 26. Parte superior (a) e inferior (b) del circuito impreso para adquisición y transmisión de señales del acelerómetro El diseño en hardware de los maestros no fue necesario ya que para esto se utilizaron los kits de evaluación CY3209-EVK que posee la Universidad Autónoma de Occidente. 2.4. INTEGRACIÓN DEL SISTEMA Para la visualización de las señales en el PC se utilizó el programa Labview 8.2 el cual es un software que permite la adquisición de señales desde los diferentes puertos incluyendo los COM, y que además, permite hacer procesamiento de señales si es necesario. Además de las ventajas para procesamiento de señales que nos brinda este software, también nos permite una visualización de las señales de una manera cómoda para el usuario, permitiendo así mayor independencia a la hora de utilizar el sistema. 40 En este software se diseñó una interfaz de usuario, como se puede observar en la Figura 27, que tiene dos ventanas las cuales nos muestran las señales provenientes de los sensores de presión así como del acelerómetro. Figura 27. Interfaz gráfica donde se integran las señales Además de poder observar las gráficas de las señales, el usuario puede guardar los datos obtenidos lo cual permite exportarlos a cualquier software de procesamiento y graficación de datos tal como Excel. En la estructura interna de la interfaz desarrollada en Labview, como se puede observar en la Figura 28, se pueden realizar diferentes procesamientos a las señales, como por ejemplo amplificar o atenuar algunas señales provenientes de los sensores de presión, ya que como se mencionó en el inicio de este capitulo no todos los sensores tienen la misma respuesta a la misma carga aplicada, lo que nos obliga a hacer procesamiento de los datos para que correspondan a la realidad. 41 Figura 28. Estructura interna de lectura de datos para interfaz gráfica de los sensores de presión 42 3. RESULTADOS Se implemento el hardware que consta de dos módulos de transmisión (esclavos), uno para la adquisición y transmisión de los datos provenientes de los sensores de presión y otro para las señales del acelerómetro. Además el sistema está compuesto por una plantilla que contiene cuatro sensores Flexiforce ubicados según la teoría del capítulo 1, dos en la zona del talón que nos dan información del contacto inicial y dos en la zona de las cabezas del segundo y tercer metatarsianos que nos dan información del despegue, tal ubicación se puede ver en la Figura 29. Figura 29. Ubicación de sensores Flexiforce en la plantilla Para cada módulo se realizaron diferentes pruebas para confirmar la trasmisión inalámbrica de los datos sin recibir ningún tipo de interferencia. Luego de confirmar que la trasmisión era exitosa se procedió a realizar pruebas durante la marcha utilizando el sistema diseñado. Las pruebas realizadas consistían en el registro de al menos tres pasos del pie derecho de un individuo durante la marcha. El sistema se dispuso en el individuo de la siguiente manera: la plantilla se ubicó dentro del zapato, los sensores provenientes de la plantilla se conectaron al módulo de transmisión correspondiente, el cual fue ubicado en la cintura, el módulo de transmisión del acelerómetro se ubicó a media altura de la pierna, como se muestra en la Figura 30 a y b. Ambos módulos se sujetaron con cintas de velcro. La alimentación de los módulos se realizó utilizando dos baterías de 9 voltios, estas fueron ubicadas en la cintura del individuo. 43 Figura 30. Ubicación de los módulos de transmisión sobre el individuo para pruebas del sistema Como se mencionó anteriormente, los datos registrados en las diferentes pruebas se guardaron en archivos, los cuales fueron importados a una hoja de cálculo de Excel y se graficaron. En la Figura 31 se puede observar la imagen en Labview obtenida en una de las pruebas realizadas. En esta Figura se observa el registro de cuatro pasos. En la gráfica de presión, los sensores 3 y 4, representados por los colores verde y azul respectivamente, corresponden a los ubicados en la parte posterior de la plantilla (talón), y los 1 y 2, blanco y rojo, a los ubicados en las cabezas del segundo y tercer metatarsianos. En la gráfica de aceleración la línea de color rojo representa la variación en el eje Y, la verde al eje X y la blanca al eje Z. En este caso, por la ubicación del sensor, el eje Y es directamente afectado por la gravedad, por lo cual la señal de este se ve desplazada. 44 Figura 31. Imagen de interfaz durante una de las pruebas En la Figura 32 se muestra la gráfica realizada en Excel de un intervalo de datos tomados aleatoriamente de una de las pruebas realizadas. El intervalo va de la muestra 700 a la 900. En esta gráfica se pueden observar claramente dos pasos. Los sensores 1 y 4 corresponden a los ubicados en la zona del talón y determinan el momento que el individuo hace el contacto inicial, los sensores 2 y 3 corresponden a los ubicados en la zona del 2do y 3er metatarsianos y establecen el momento del despegue. Figura 32 . Gráfica en Excel de un intervalo de datos de una de las pruebas realizadas 0 200 400 600 800 1000 1200 1400 1 3161 91 121 151 181 211 241 271 301 Muestras (n) V ol ta je ( m V ) Sensor1 Sensor2 Sensor3 Sensor4 45 Según los datos tomados en las diferentes pruebas el rango de medición de los sensores es diferente, a pesar que se realizó procesamiento de las señales por medio de Labview. El rango del 1er sensor va de 0 a 872 mV, el del 2do es 0 a 1300 mV, del 3ero 0 a 730 mV y del 4 to 0 a 1590 mV. Para el caso de la paciente, el tiempo que empleaba para realizar un paso en marcha fue de 1.089 s. A partir de las gráficas de presión obtenidas en diferentes pruebas del sistema diseñado, se deduce que durante un paso se muestrean 65 puntos. Entonces, el sistema diseñado tiene una frecuencia de muestreo de 60 Hz. Otros parámetros a tener en cuenta es que el ADC toma 7.8 muestras por segundo y la transmisión se hace hasta 250 Kbps. De la Figura 32 se tomaron algunos datos para suavizar la señal. Estos datos se sumaron para obtener el voltaje de la presión total. Luego de hacer la sumatoria se hizo pasar la señal obtenida por una ventana de Gauss de 7 puntos. La Figura 33 describe un comportamiento similar al mencionado en la teoría del capítulo 1, se puede observar dos picos de presión mayor, el primero nos indica el contacto inicial mientras el segundo el despegue del paso. Figura 33. Gráfica de sumatoria y ajuste de los datos Aunque las pruebas se realizaron con un mismo individuo, la repetibilidad de la respuesta de los sensores en las diferentes pruebas no fue la más adecuada, una de las causas se le atribuye al movimiento de la plantilla dentro del zapato lo que ocasiona que los sensores no siempre midan la presión en el mismo punto del pie. 46 A diferencia de los sensores de presión, el acelerómetro presenta cierta repetibilidad en los datos obtenidos, como se puede obervar en la Figura 34 a, b y c, la respuesta del eje Y oscila en 2500 mV y los ejes X y Z en 1500 mV. Figura 34 . Grafica en Excel de respuesta de acelerómetro en tres pruebas diferentes 47 4. CONCLUSIONES Se diseñó un sistema para el procesamiento, adquisición y transmisión inalámbrica para señales de presión plantar y aceleración de la pierna. Su desempeño en adquisición y transmisión inalámbrica en el laboratorio ha sido verificado durante pruebas de marcha en pacientes sin patología, aprobando su funcionamiento para los objetivos propuestos en este proyecto. La interfaz de usuario diseñada en Labview muestra gráficamente las señales transmitidas por el sistema diseñado. Sin embargo, estas señales se muestran con latencia en la pantalla del computador por lo tanto, la capacidad de visualización en tiempo real se ve afectada cuando las señales de presión plantar y aceleración se muestran simultáneamente en el mismo computador. Entonces, el desempeño de la interfaz depende de las características del computador que se utilice, y no del sistema diseñado. El uso de circuitos de señal mixta favorece el diseño de un sistema embebido que en este caso, es utilizado para el acondicionamiento y digitalización de una señal continua; además del envío de ésta utilizando medios inalámbricos. Ya que para la programación de los circuitos PSoC se utilizó lenguaje gráfico (PSoC Express), se tuvieron las siguientes restricciones en el diseño: • Cada circuito PSoC tiene la capacidad de digitalizar y enviar hasta cuatro señales de 12 bits. • Este lenguaje no permite el procesamiento de la señal con respecto a la ganancia de la misma. Contar con circuitos PSoC para la implementación del sistema diseñado hace que este sea de bajo costo en relación con otros sistemas similares que se pueden encontrar en el mercado. Esto lo hace accesible al público interesado y ofrece una alternativa para la evaluación cuantitativa de parámetros temporo espaciales en el análisis de marcha. Los materiales utilizados en la fabricación de la plantilla hacen que esta se mueva de su posición inicial, por lo tanto la ubicación del sensor también se desplaza de la zona de interés para el registro de presión, esto hace que las pruebas realizadas muestren diferentes patrones en medidas repetitivas. 48 RECOMENDACIONES Y TRABAJO FUTURO Utilizar materiales diferentes para construir la plantilla con el propósito de disminuir la incertidumbre en medidas repetitivas. Al implementar un número mayor de sensores se debe utilizar la herramienta PSoC Designer para la programación del circuito PSoC, ya que PSoC Express sólo permite la transmisión de cuatro señales inalambricamente. Para un trabajo posterior se implementará el diseño con una más de sensores de presión los cuales brinden más información de la distribución de la carga en la planta del pie y así ampliar el campo de aplicación del dispositivo. Integrar los módulos de trasmisión de señales de presión y aceleración, con el propósito de disminuir el tamaño del sistema. Optimizar la interfaz gráfica para brindar la información en mapas de distribución de presión. 49 BIBLIOGRAFÍA ATLAS, Eran; YIZHAR, Ziva; GEFEN, Amit. The diabetic foot load monitor: a portable device for real-time subject-specific measurements of deep plantar tissue stresses during gait. En Journal of Medical Devices. Marzo, 2008, vol. 2. BLANCO, P; CAROL, S. Programa de atención primaria en diabetes, Equipo de primer nivel de atención Centros de salud y Hospital Dr. Oñativia. En: Revista de la asociación Latinoamericana de Diabetes, Vol. 2, pp. 98, 1998. BORK, J. Embedded Systems shrink as they expand their reach. En: Electronic Design, Strategy, News. Septiembre, 2007, Vol. 52 n. 18, p. 99-101. CHEN, Meng; HUANG, Bufu; XU, Yangsheng. Intelligent shoes for abnormal gait detection. En: IEEE International Conference on Robotics and Automation. Mayo, 2008. 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