Diseño de prótesis del miembro inferior

Introducción

Para el diseño de una prótesis hay que tomar en cuenta muchos criterios para lograr un diseño competitivo capaz de cumplir con los requisitos del usuario y además tener un costo bajo. También hay que tener un elevado conocimiento y criterio en la utilización de los diferentes dispositivos que las componen, así como de los principios básicos de la teoría de Mecanismos y Máquinas. Los mecanismos principales de movimiento de las prótesis de rodilla pueden ser de bisagra o policentrícos

En el mercado existen numerosos tipos de prótesis de rodilla con mecanismo policéntrico, siendo las más utilizadas las de Otto Bock®, con múltiples variantes, las de Endolite®, los modelos de Proteor®5 , la rodilla de Neolite y muchas más (ver figura 1). Estas prótesis son de alto costo y poco accesibles para los venezolanos con escasos recursos, debido a ello muchos centros de rehabilitación en América Latina usan con mayor frecuencia los mecanismos de tipo bisagra, los cuales se encuentran en desventaja frente a los policéntricos. Sin necesariamente presentar un mecanismo policéntrico, la principal referencia a citar en cuanto a prótesis externas de rodilla es la C-Leg de Otto Bock®, debido a sus mecanismos de control hidráulico en base a microprocesador cuyas principales características son poseer una velocidad máxima de 5 km/h y más de 5 km al día, peso de la articulación de 1.210 kg, ángulo de flexión de 125°, independencia en baterías de litio de 45 horas.

La última generación de la C-Leg, añade: Mejora el control de la fase de impulsión. Los usuarios experimentan más fácil iniciación en el swing, con un suave, el movimiento más natural. Mayor peso límite: 300 lbs.1 beneficiando a los usuarios aún más, incluyendo a aquellos que pesan más, o que suelen llevar o levantar cargas pesadas. Genium ™ y C-Leg están clasificados para los límites de peso más alto en la categoría. Mejora de la recuperación de tropiezo. Aumento de la resistencia en el caso de un viaje o un tropiezo. Un tercer modo. Otra opción, personalizado para el usuario. El modo de seguridad ajustable. La configuración por defecto puede ser ajustada y personalizada a las preferencias del usuario. Mejora de la protección. Nuevas tapas de silicona que cubren la carga y la toma de ajuste que se adjunta a la rodilla, asegurar las tapas y mejorar la protección de materias extrañas y humedad.

La rodilla TKO 1500 de Ossur está diseñada para superar el principal inconveniente de las rodillas con bloqueo de fricción mecánica existentes. A diferencia de los anteriores mecanismos con control de apoyo, esta rodilla permite al amputado iniciar la flexión de la rodilla mientras el pie está todavía en el suelo, sin quitar el peso de la prótesis

Figura 1. Diferentes tipos de prótesis existentes en el mercado.

La prótesis adaptable es la tercera generación de control con microprocesador de Endolite, es una rodilla de eje sencillo presenta un cilindro híbrido neumático e hidráulico controlado por microprocesadores con sensores de oscilación, fuerza y tiempo que detectan los cambios en la marcha 62.5 veces por segundo. Puede ser programada para la recuperación del tropezón, subir y bajar escaleras, cuestas, rampas y varias velocidades de marcha. La prótesis adaptable no necesita un segundo modo para montar en bicicleta.

Algunos de los últimos avances tecnológicos son resaltados en publicaciones médicas. Varios de estos desarrollos hacen uso de la robótica y de nuevos materiales para el diseño tanto de prótesis inferiores como superiores. La compañía Biedermann Motech desarrolla una prótesis de rodilla que incorpora sensores para la medición de fuerzas ejercidas sobre la prótesis y de la orientación angular de la rodilla. La rodilla de ésta prótesis utiliza un fluido magnetoreológico como amortiguador, lo cual es una mejora en comparación con la rodilla hidráulica. El laboratorio de BioRobótica de la Universidad de Washington en Seattle ha realizado el estudio sobre la utilización de músculo artificial conocido como McKibben, el cual es operado a partir de actuadores neumáticos, para ser implementado en prótesis para miembro inferior.

Rodillas Policéntricas

El tipo de rodilla policéntrica más común es la rodilla de cuatro barras, ya que tiene cuatro ejes de rotación conectados por cuatro eslabones rígidos y cuatro puntos de pivote. Estas son diseños complejos, ya que abarcan centros múltiples de rotación. Esencialmente esto consiste en que hay articulaciones anteriores y posteriores, superiores e inferiores ligadas entre sí. La naturaleza de estas tiene dos ventajas dominantes: estabilidad en la fase de postura y naturalidad en el movimiento de flexión, además de tener la capacidad de proporcionar una separación del pie, al caminar y así obtener una flexión óptima, lo que le permite al paciente amputado caminar con menos preocupación durante la fase de oscilación como se muestra en la Figura 2.

Figura 2. Rodilla Policéntrica.

Mecánicamente, la suma de las rotaciones policéntricas potenciales, determinará un centro instantáneo de rotación que corresponde a una articulación. La estabilidad en los mecanismos policéntricos está determinada por la distancia de sus centros instantáneos de rotación. Cuanto mayor es la distancia, mayor es la estabilidad inherente del dispositivo durante la fase de la postura recta .

Comparación entre los mecanismos de un solo eje con los policéntricos

El mecanismo de rodilla de un solo eje, esencialmente, es una bisagra simple. Generalmente es considerada de clase básica debido a que el diseño es más económico, ligero, durable y disponible, pero tienen limitaciones, ya que en virtud de su simpleza, no tienen control de postura. Los pacientes amputados deben de hacer uso de su fuerza muscular para mantenerse estables cuando se encuentran de pie. Para compensar esto, incorpora un seguro manual y un control constante de fricción; la que hace que la pierna no avance con demasiada rapidez al dar el siguiente paso y un seguro manual. El mayor inconveniente de este tipo de mecanismo es que solo permite andar de forma óptima a una velocidad concreta .

Los mecanismos de rodilla policéntricas, también designadas mecanismos de cuatro barras, son más complejas en diseño y tienen múltiples ejes de rotación, su flexibilidad es la primordial razón de su validez, ya que pueden ser versátiles en el acomodo de sus dispositivos para ser más estable durante las fase temprana de la postura, con todo y más fácil aún para iniciar la fase de oscilación o para sentarse. Otra característica popular del diseño de la rodilla es que la longitud de la pierna se acorta cuando se inicia un paso, reduciendo el riesgo de tropezar. Los mecanismos de rodillas policéntricas son adecuados para una amplia gama de pacientes amputados. Diversos tipos son ideales para pacientes que no sienten seguridad para caminar con las prótesis de un solo eje, que tienen una desarticulación de rodilla, amputación bilateral de pierna o un miembro con longitud residual.

Una norma para las prótesis de rodillas policéntrica es la interfaz de un giro simple mecánico con el control que proporciona una óptima velocidad al caminar, sin embargo, a varias prótesis se les incorpora un fluido (neumático o hidráulico), para permitir el control de giro con una velocidad variable para la marcha. La limitación más común de los diseños policéntricos es el rango de movimiento, que es restringido hasta ciertos grados de libertad, aunque por lo general no genera gran problema. Las desventajas que tienen son que suelen ser pesadas y contienen partes que se deben reemplazar en un periodo de vida corto, además de necesitar servicio de mantenimiento más a menudo que otros tipos de prótesis.

El eje único, usualmente incorpora un mecanismo de control de fricción y frecuentemente un bloqueo manual. Aunque ésta no imita exactamente al movimiento de la rodilla humana su mecánica es simple y el mantenimiento también; es actualmente la más utilizada en el diseño de las prótesis y por último podemos decir que la rodilla con eje único provee limitada ganancia de flexibilidad y reduce la estabilidad mecánica.

Por otra parte, el diseño de eje policéntrico provee un centro móvil de rotación, como se muestra en la figura 3, bloqueado por el grado de flexión de la rodilla. La gran ventaja del arreglo policéntrico es que permite la estabilidad de la rodilla cuando se hace contacto con el talón y reduce la estabilidad al momento del despegue de la punta del pie; con ello se incrementa la distancia de contacto con el piso y se reduce la posibilidad de tropiezo.

FIgura 3 . Mecanismo Policéntrico

Al realizar las investigaciones de la anatomía y biomecánica de la rodilla se determinó que los elementos principales que intervienen en la estabilidad y la movilidad, son básicamente 4 ligamentos (en los cuales está basado la prótesis), los ligamentos colaterales y los ligamentos cruzados anterior y posterior (Figura 4). En la postura de pie, la línea de gravedad cae aproximadamente a través del eje de la articulación de la rodilla en extensión completa, el brazo de momento de la línea de la gravedad es de cero, por lo tanto no se necesita fuerza muscular para mantener el equilibrio en este punto. La fuerza de compresión de la articulación es igual a la mitad de la masa o peso sobrepuesto o aproximadamente 50 kg, para un hombre de 100 kg. Al flexionarse la rodilla, sin embargo, la línea de gravedad cae por detrás del eje articular (Figura 5). Se obtuvo la interpolación de masas para una persona de 40 y 100 kg, para un hombre de 40 kg es aproximadamente de 23 kg y para uno de 100 de 47.07 kg. Usamos estos datos y la segunda condición de equilibrio para el cálculo de la fuerza muscular del cuadríceps.

Figura 4. Ligamentos de la rodilla.

Figura 5. Desplazamiento del centro de gravedad.

Opciones de Estabilidad

Bloqueo Manual o Sistemas de Bloqueo Activado con Peso. Algunas personas con prótesis tienen la necesidad o deseo de la seguridad de un conjunto de dispositivos que bloquean la prótesis de rodilla al momento de la extensión para evitar el pandeo. Una opción para resolver este problema puede ser el bloqueo manual de la prótesis, el cuál incorpora un cierre automático que puede inmovilizarla automáticamente. Este es el diseño más válido para la prótesis, ya que hace más placentero el caminar, ya sea con bloque activado o desactivado; a pesar de que la prótesis requiere una cantidad excesiva de energía para usarla y producir un paso torpe y tieso. El bloqueo manual de la prótesis es apropiado para los pacientes débiles, así como para personas activas que a menudo caminan sobre terrenos inestables.

Otra opción es la activada por el peso, (posición-control de rodilla). Esta prótesis es muy estable además de ser preescrita para personas que van a utilizar por primera vez una prótesis. Su sistema de funcionamiento es como una constante de fricción sobre la rodilla durante la oscilación de la pierna, pero en la extensión se encuentra un mecanismo de frenado hasta que la pierna quede en la fase de postura y el peso sea colocado sobre la prótesis.

La prótesis diseñada tiene un bloqueo manual que la persona lo acciona, mediante un mecanismo de trinquete (ver figura 6)

Figura .6 Mecanismo de trinquete de la prótesis diseñada

Opciones de Control de Movimiento

Todos los sistemas de prótesis requieren de ciertos grados de control del giro para mantener un paso uniforme. En muchos casos, este control es proporcionado por la fricción mecánica en el eje de rotación y es ajustada a la marcha normal de la pierna opuesta. La fricción constante de la rodilla son unidades simples, ligeras y fiables. Su principal desventaja es que la prótesis se ajusta para tener una sola velocidad de marcha en un momento dado.

La fricción variable ofrece una mayor resistencia a medida que la rodilla se dobla y se extiende en toda plenitud. Esto proporciona una "cadencia-respuesta", que permite una varianza de velocidad en la marcha; sin embargo, este sistema requiere frecuentes ajustes y sustitución de las piezas en movimiento, lo cual es una desventaja en el control de sistemas con fluidos.

Los modelos de prótesis policéntricas han ido evolucionando, desde el movimiento en dos planos (o dos grados de libertad), hasta los más recientes con seis grados de libertad. La característica más importante del movimiento de la articulación puede describirse como una combinación de deslizamiento y rodadura de los cóndilos femorales sobre el platillo tibial.

La tecnología de hoy parece tan avanzada en comparación a los primeros diseños de los años 1600, solo se puede imaginar la evolución, que en este caso, se tiene como resultado de los investigadores siguen explorando la mecánica, hidráulica, computación y biónica o tecnología neuroprotésica .

Por lo que se ha establecido en este capítulo, las prótesis existentes no han podido simular el movimiento natural de la rodilla, así como el lograr caminar con facilidad hacia delante, atrás y subir escaleras, sin que el movimiento se vea tan robotizado. Si se tiene la necesidad de poseer una prótesis que reemplace por completo el miembro inferior, así que el problema a resolver es realizar el diseño de un mecanismo para prótesis que sea flexible.

Y puesto que las prótesis seguirán siendo siempre algo artificial a su portador, es igualmente importante ver desde un punto holístico tratar las necesidades estéticas de la gente que ha perdido un miembro.

Diseño de la prótesis

Se hizo el cálculo de la fuerza muscular extensora del cuadríceps necesaria para mantener la flexión de la rodilla a 20º al estar parado sobre un solo miembro y mantener la estática (Figura 5). Se toma en cuenta este ángulo debido a que la mayor parte de la fase de apoyo es menor a 20º.

Después se realizó la investigación de los materiales para elaborar la prótesis, se determinó que se utilizaría aluminio TIPO EN AW 1200 para los elementos de la prótesis de la rodilla, la pierna y el pie y Nylon 6.10 para el encaje. A partir de las investigaciones, resultados y cálculos realizados se propuso un diseño mecánico haciendo uso del programa de diseño Solidworks 2010, donde se evalúan las formas, el tamaño y se puede realizar una simulación del movimiento y textura de los materiales; el diseño de la prótesis con todos sus componentes se observa en la figura .7

Figura .7 Vista general de la prótesis diseñada (incluye además de la rodilla policéntrica el pie, la pierna y el encaje

Se realizaron dos diseños de rodillas con mecanismo policéntrico con todas sus partes a los cuales se les denominó VMY-1 y VMY-2. Ver figura 8

Figura 8 Rodillas policéntricas VMY-1(a) y VMY-2 (b)

Después, ya habiendo obtenido un diseño del mecanismo de rodilla, para verificar que el mecanismo soporta los esfuerzos producidos por el peso del paciente se realizaron análisis de esfuerzos y deformaciones utilizando el software de elementos finitos Solidwoks Simulation (Ver Figuras .9 -.15).

El diseño total de la prótesis en Solidworks permite obtener los planos de cualquier pieza, ya que todas han sido diseñadas para conformar el ensamble (Ver figura 9).

Figura 9. Dibujo de la prótesis total de pierna que incluye la rodilla, el encaje, la pierna y el pié

Figura 10. Diseño del Mecanismo de la rodilla.

Figura 11. Mallado de la parte superior de la prótesis para su cálculo usando el MEF.

Figura 12. Valores del factor de seguridad en los diferentes puntos de la parte superior de la prótesis.

Figura 13. Selección del material para la prótesis inferior usando el MEF.

Figura 14. Valores del factor de seguridad en los diferentes puntos de la parte inferior de la prótesis.

Diseño del encaje

Definidos los criterios, se llevó a cabo el diseño y modelado del encaje utilizando el software Solidwoks 2010 (Ver figura 15) basado en la biomecánica del aparato locomotor y teniendo en cuenta que el usuario no sufra daños o lesiones ocasionados por el mismo encaje. El diseño del encaje se hizo teniendo en cuenta que éste debe contener al muñón; para distribuir las fuerzas de carga del peso sobre estructuras anatómicas que puedan tolerar la presión sobre un hueso plano. El encaje debe ser ligero de peso y resistente, permitiendo que el usuario ejecute actividades de la vida cotidiana con cierta facilidad; razón por la cual, se hizo el análisis de ingeniería por elementos finitos (FEA) utilizando el módulo Solidworks Simulation.

La comodidad con el uso del encaje es de suma importancia para el usuario de una prótesis, y esto se logra a través de una funda de silicona comercial que permite la unión de la prótesis al muñón; permitiendo así el correcto asiento y perfecto ajuste que tienen una especial importancia para obtener la mayor funcionalidad. Además, la funda protege la piel y evita roces y permite una fácil fijación mediante un sistema de trinquete sobre un vástago dentado. Como material del encaje se usó Nylon 6 y se consideró el peso de una persona de 100 Kg.

Figura 15. Diseño y mallado del encaje..

Figura 16. Valores del factor de seguridad del encaje

Diseño del pie

Para complementar se utilizó un pie de tipo sach acoplado al mecanismo por un tubo de Aluminio (ver figura 17). Este elemento también fue calculado usando el MEF para una persona de peso de 100 Kg, arrojando valores satisfactorios del factor de seguridad (ver figura 18)

Figura 17. Diseño del pie

Figura 18. Valores del factor de Seguridad en el pie

Diseño del mecanismo telescópico

Se utilizó además un mecanismo telescópico con un resorte para articular la rodilla y que sirviera además de amortiguamiento para la marcha. Las dimensiones del muelle dependen del peso de la persona que vaya a utilizarla (ver figura 19).Se realizaron los cálculos de los resortes que se utilizarían tomando en cuenta el peso de las personas. Se usó como valor máximo del peso 100 Kg y como valor mínimo 40 Kg

Figura 19 Detalles del mecanismo telescópico

Carrera máxima y mínima del pistón

Estas restricciones se plantean por la movilidad que debe tener la rodilla, por lo que estos parámetros se deducen teniendo en cuenta el ángulo máximo y mínimo que puede alcanzar la rodilla. En la figura .20 se muestra la carrera máxima y mínima que debe tener el mecanismo telescópico.

Figura. 20 Carrera máxima y mínima del mecanismo telescópico

Simulación del movimiento de la prótesis

Además de comprobar la resistencia de los diferentes elementos de la prótesis se simuló además el movimiento de todos los elementos y de la prótesis de rodilla en particular para comprobar su funcionamiento. Para ello se usaron los Software Solidworks Motion y Visual Nastran. Se pudo comprobar que todos los mecanismos y partes se movían y funcionaban adecuadamente. (Ver figuras 21 y 22)

Figura. 21 Simulación del funcionamiento de la prótesis total en Solidworks Simulation

Figura. 22 Simulación del funcionamiento de la prótesis de rodilla en VisualNastran

Conclusiones

El mecanismo de rodilla de un solo eje, esencialmente, es una bisagra simple. Su diseño es más económico, ligero, durable y disponible, pero tienen limitaciones, ya que en virtud de su simpleza, no tienen control de postura.

Los pacientes amputados deben de hacer uso de su fuerza muscular para mantenerse estables cuando se encuentran de pie. Para compensar esto, incorpora un seguro manual y un control constante de fricción; la que hace que la pierna no avance con demasiada rapidez al dar el siguiente paso y un seguro manual.

El mayor inconveniente de este tipo de mecanismo es que solo permite andar de forma óptima a una velocidad concreta.

Los mecanismos de rodilla policéntricas, también designadas mecanismos de cuatro barras, son más complejas en diseño y tienen múltiples ejes de rotación, su flexibilidad es la primordial razón de su validez, ya que pueden ser versátiles en el acomodo de sus dispositivos para ser más estable durante las fase temprana de la postura, con todo y más fácil aún para iniciar la fase de oscilación o para sentarse. Otra característica popular del diseño de la rodilla es que la longitud de la pierna se acorta cuando se inicia un paso, reduciendo el riesgo de tropezar.

Se obtuvo un diseño de prótesis externa total de rodilla con todos sus elementos en Solidworks el cual es fácilmente modificable de acuerdo a los diferentes requerimientos de pacientes y médicos.

Se simuló el movimiento encontrando que el centro instantáneo de rotación del mecanismo puede localizarse en la intersección de la línea central de los eslabones anterior y posterior en cualquier posición de la flexión de la rodilla, es decir, el diseño resultante es el de un mecanismo policéntrico.

Con los análisis que se realizaron utilizando el simulador de esfuerzos por elementos finitos Solidworks Simulation, se obtuvo que las piezas soportan la carga producida por un paciente de 100 kg sin que sufran deformación y tensiones importantes, lo cual hace que se considere al mecanismo robusto y de alto desempeño.

El sistema posee un actuador mecánico (con resorte) cuyo retorno tiene un tiempo aproximado de 1 s. Tiempo suficiente para una caminata normal a una velocidad de 4.km/h, sin límite de kilometraje por día. El sistema de bloqueo del mecanismo es mecánico con mecanismo de trinquete. Inclusive sobre el actuador mecánico se ha realizado el ajuste de tensión de los resortes en dos casos de pacientes para su ciclo de marcha y peso; teniendo una familia de resortes es factible el ajuste en todo el intervalo de pesos de pacientes y velocidades. Hay que hacer notar que efectivamente a velocidades cercanas a los 5 km/h el sistema comienza a presentar inestabilidad en cuanto al retorno del mecanismo.

Con las características que presenta el sistema diseñado, se puede afirmar que sus principales características son el mecanismo policéntrico de rodilla y el costo de producción bajo, con lo cual puede ponerse a disposición de los usuarios a un costo de instalación del 20% con respecto a la rodilla de Otto Block. Permitiendo aseverar que agregando nuevos materiales con densidad inferior y tecnologías de control en base a microcontrolador y actuadores hidráulicos, puede hacer del mecanismo policéntrico de barras un sistema que rompa con sus carencias, optimizable y accesible a usuarios de escasos recursos.

El análisis por elementos finitos por computador se utilizó para comprobar, mediante el análisis de ingeniería, el comportamiento funcional bajo la carga normal moderada de un individuo de 100 Kg de peso. Las paredes laterales del encaje experimentan una presión máxima de 23 MPa, por lo que se puede calificar el diseño y el material como seguros para las condiciones a las cuales será sometido por el paciente; ya que el esfuerzo de fluencia del material es aproximadamente de 32. MPa.

El sistema de fijación de la funda permite la utilización de fundas comerciales de diferentes tipos como elemento opcional de fijación complementario muy versátil. El sistema de acople de la prótesis al encaje diseñado permite colocar el encaje a prótesis comerciales mediante cuatro tornillos fácilmente disponibles en el mercado.

Bibliografía

• 1. http://www.ottobock.com/cps/rde/xchg/ob_com_es/hs.xsl/389.html. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 2. Bill, D., Prosthetic Knee Systems, en Military in-Step. 1993, Amputee Coalition of America: Estados Unidos de America. p.p. 49-50.

• 3.  Sánchez, J. y R. Rodríguez, Diabetes: Consecuencia Fatal, en El Universal. 2007: México.p.p. 20.

• 4. SAN JUAN-CERVERÓ, R., JIMENÉZ-HONRADO, P. J., GIL-MONZÓ, E. R., SÁNCHEZ-RODRIGUEZ, R. J. & FENOLLOSA-GÒMEZ, J. (2005) Biomecánica de las prótesis de rodilla. Patología del aparato locomotor, Revista Locomotor Volumen 3, Nº 4, pp 242-259.

• 5. DUPES, B. (2004) What you need know about knees. In Motion. Volume 14 · Issue 1 · Janurary/February 2004

• 6.  OBERG, K. & KAMWENDO, K. (1988) Knee components for the above-knee amputation.Amputation surgery & lower-limb prosthetic. Oxford: Blackwell Scientific Publications, 152-64.

• 7. GARD, S. A., CHILDRESS, D. S. & UELLENDAHL, J. E. (1996) The Influence of Four-Bar Linkage Knees on Prosthetic Swing-Phase Floor Clearance

• 8. RADCLIFFE, C. (1977) The knud Jansen lecture:above-knee mechanisms: kinematics, alignment and prescription criteria. IN ENGINEERING, D. O. M. (Ed.) University of California, Berkeley. U.S.A., Prosthetic and orthetic practice.

• 9. RADCLIFFE, C. (1994) Four-bar linkage knee mechanism: kinematics, alignment and prescription criteria. Prosthetic and Orthotics International, 18:159-113.

• 10. RADCLIFFE, C. W. (1970) Prosthetic-knee mechanism for above-knee amputees In: Murdoch G.(ED), Prosthetic and orthotic practice, 225-49.

• 11. GREENE, M. P. (1983) Four-bar linkage knee analysis. Orthot Prosthet, 37:15-24.

• 12. BLUMENTRITT, S. & WERNER-SCHERER, H. (1997) Design principles, biomechanical data and clinical experience with a polycentric knee offering controlled stance phase knee flexion. A preliminary report Washington D.C.

• 13. ROVETTA, A., CANINA, M., ALLARA, P., CAMPA, G. & DELLA SANTINA, S. (2001) Biorobotic design criteria for Innovative Limb Prosthesis 9th INTERNATIONAL

• 14. KAZUTOSHI, Y., HIROSHI, N., EIICHI, U., SUSUMU, C., TOSHIYA, N. & KEN-ICHI, Y. (2004). Biomechanical and clinical evaluation of a newly designed polycentric knee of transfemoral prosthesis. Journal of Rehabilitation Research and Development, 41, 675-682

• 15. PATIL, K. & CHAKRABORTY, J. (1991) Analysis of a new polycentric above-knee prosthesis with a pneumatic swing phase control. Biomech, 24(3,4):223-33.

• 16. VAN DE VEEN, P. (1994) Principles of multiple-bar linkage mechanism for prostethics knee joints. Abstract of the 8th World Congress, ISPO. Melbourne, Australia. 55.

• 17. DEWEN, J., RUIHONG, Z., HO, D., RENCHENG, W. & JICHUAN, Z. (2003) Kinematic and dynamic performance of prosthetic knee joint using six-bar mechanism. Journal of Rehabilitation Research and Development, 40,No. 1, 39–48.

• 18. http://www.slideshare.net/osvaldoeltoch/materiales-mas-utilizados-en-ortesis-y-protesis. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 19. OSSUR (1991) RHEO Knee. Introduction to Bionic. Technology by Ossur. http://www.ossur.com/bionictechnology. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 20. ZAHEDI, S. (1993) The results of the field trial of the Endolite Intelligent of the Prosthesis Proceedings of the XII International Congress of INTERBOR.

• 21. WHITE, C. (1999) Walk This Way. Ohio Willow Wood Company. Motion Technology for Life™, 2.

• 22. MICHAEL, J. W. (1999) Modern prosthetic knee mechanisms. Clinical Orthopaedics and Related Research, 361(47):39-47.

• 23. WIEST, J. (2002) ¿Que hay de nuevo en rodillas protésicas? Amputee coalition of America In Motion, 12 No. 3.

• 24. CORP, L. (2003) Magnetic Fluid Improves Mobility of Prosthetic Leg. . IN MATERIALS, M. (Ed.). Advanced Materials & Processes 9(161), 29(2).Retrieve on Sept 2003, from UCSB database at Expanded Academic ASAP.

• 25. AULIE DEVICES, I. (2006) The 802 Nylon Knee. U.S.A., http://www.auliedevices.com/Products.html.

• 26. PAHL, E. & SEDLMEIER, F. (2006) da VINCI AWARD NOMINATION. ottobook C-Leg®. USA.

• 27. MORENO-ROMERO, H. (2003) Construcción de un mecanismo de rodilla tipo policéntrica para personas con amputación femoral. Ingeniería biomecanica. México D.F., UPIITA

• 28. ALONSO-AREGUIN, E. (2005) Prótesis de rodilla con pistón magnetoreológico. Biomecánica. México D.F., UPIITA.

• 29. VELÁZQUEZ-SÁNCHEZ, A. T. (2008) Caracterización Cinemática e Implementación de una Mano Robótica Multiarticulada. Ingeniería Mecánica.Diseño Mecánico, México D.F., Instituto Politécnico Nacional.

• 30. DORADOR-GONZÁLEZ, J. M. (2005) Prótesis Inteligentes. Ciencia y Desarrollo, 30, 40- 45.

• 31. FARAH-SIMÓN, L., GARCÍA-GUERRA, H. L. & DORADOR-GONZÁLEZ, J. (2006) Diseño de un socket ajustable para prótesis de miembro inferior. XII Congreso Internacional de la Sociedad Mexicana de Ingeniería Mecánica. Acapulco, México

• 32. M.C. Fernández, "Caracterización del movimiento de la rodilla y diseño de un mecanismo policéntrico" México, Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica, 2008, pp 25 – 29.

• 33. A.O. Sicilia y M.E. Martínez "Comportamientomotor. Modelos actuales, su aplicación al aprendizaje de habilidades en el aula de educación física". 1965, pp 23 – 65.

• 34. A. Barrientos "Fundamentos de robótica" Universidad Politécnica de Madrid, España, 1997, pp 12 – 45.

• 35. Departamento Administrativo Nacional de Estadísticas DANE, Censo general, 2005.

• 36. E.B. Muñoz, "Aplicaciones de las Señales Mioeléctricas para el Control de Interfaces Hombre – máquina", Universidad del Cauca, Popayán, 2003, pp 23 – 45.

• 37. Kapandji AI: Fisiología Articular. México. 5ª Edición. Editorial Panamericana. 1998. Tomo 2: 280

• 38. BELLUGUE, P. "Introductión á l´etude de la forme humaine. Anatomie plastique et mecanique". Maloine. S.A.Paris. 1963.

• 39. Mow VC, Flatow EL, Foster RJ. Biomecánica. En: Simon SR, editor. Ciencias básicas en ortopedia.Volumen 2. Barcelona: Medical Trens SL, 1997; p 409-458

• 40. Josa Bullich S. Biomecánica I: Cinética de la rodilla. En: Josa Bullich S, Palacios Y carvajal J. Cirugía de la rodilla. Barcelona: JIMS SA, 1995; p 35-48.

• 41. Bull AMJ, Amis AA. (1998) Knee joint motion: Description and measurement. Proc Instn Mech Ingrs, Part H, J Engin Med,; 212: 357-372.

• 42. Proubasta I, Gil Mur J, Planall JA.(1997) Fundamentos de biomecánica y biomateriales. Ergon SA. Madrid.

• 43. Guillén, M. y Linares, D. (2002). Bases biológicas y fisiológicas del movimiento humano, Editorial Médica Panamericana, España.

• 44. Myer, K. (2003) Standard handbook of biomedical engineering and design, McGraw Hill, New York.

• 45. Damián Noriega, Z., Diseño de un Distractor Externo para Artrodiastásis de Rodilla, en Instituto Politécnico Nacional. 1999: México, D.F. p.p. 12-30.

• 46. http://www.aatd.org.ar/revista_aatd/2000_n2/2000_n2_art6.htm. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 47. http://patentados.com/patente/articulacion-movil-tiene-hasta-seis-grados-libertad/ Consultada el 17 de Junio de 2012

• 48. http://upcommons.upc.edu/pfc/bitstream/2099.1/5215/4/03_Memoria.pdf. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 49. http://es.wikipedia.org/wiki/Antropometrría. Consultada el 17 de Junio de 2012

• 50. Drillis R & Contini R. Body segments parameters BP 174-945 Tech Rep. Nº 116603. School of Engineering and Science. New York University New York 1966

• 51. Roebuck J.A. , Kroemer KHE & Thomson W. G., Engineering anthropometry methods Wiley- Interscience. New York 1975

• 52. Chaffin D.B. Anderson G,BJ. & Martin B. J. Occupational Biomechanics 3a ed. John Wiley & Sons. New York 1999

• 53. ARTICULAR CONTACT IN A THREE-DIMENSIONAL MODEL OF THE KNEE. L. BLANKEVOORTJ,*. H. KUIPER,* R. HIJISKES+a nd H. J. GROOTENBOER 1. BiomechanicsV ol. 24, No. II. pp. 1019-1031. 1991. Printed in Great Britain 0021-9290/91 f3.00+.000 1991 Pergamcm Press

• 54.  Denham RA, Bishop RED. Mechanics of the knee and problems in reconstructive surgery. J Bone Joint Surg [Br] 1978 ; 60-B :345-52.

• 55. Mª Teresa Angulo Carrere Carmen Dobao Álvarez Reduca (Enfermería, Fisioterapia y Podología) Serie Biomecánica clínica. 2 (3): 14-31, 2010 ISSN: 1989-5305

• 56.  Góngora García LH, Rosales García CM, González Fuentes I,  "Articulación de la rodilla y su mecánica articular "  MEDISAN 2003;7(2):100-109

• 57. Adriana Betancourt " Aplicación de herramientas CAD en el estudio antropométrico del cuerpo humano" . Tesis de Maestría Universidad de Caldas – Colombia.

• 58. Design of Machinery: An Introduction to the Synthesis and Analysis of Mechanisms and Machines  Robert L. Norton. Fourth Edition. New York 2011

• 59. Teoría de Mecanismos y Maquinaria. Shigley Edward. Editorial Mc Graw Gil . Mexíco 2011

• 60. J.C. Estrada, "Parámetros antropométricos de la población laboral Colombiana 1995", Medellín, Universidad de Antioquia, 1998, pp 12 – 22.

• 61.  A.A.Alonso "Entrenador de mioeléctrico prótesis para amputados entre brazo y mano". Universidad de Valladolid, España, 2002.

• 62. Centro de Investigaciones de la Universidad Distrital Francisco José de Caldas, "Sistema electrónico de señales mioeléctricas para el control de prótesis mioeléctrica de mano". Universidad Distrital Francisco José de Caldas, 2001, pp 50 – 75.

• 63.  W.D. Vargas, "Entrenador de prótesis virtual mioeléctrico para personas con amputación de miembro superior derecho" tesis de grado Universidad Pedagógica Nacional. Bogotá, 2009, pp 85-120.

• 64. J.J. Páez, "Aprendizaje de Actividades Motoras en Procesos Prensiles con el uso de una Prótesis Mecatrónica Controlada por Señales Mioeléctricas en Personas Amputadas entre Codo y Muñeca" Bogotá: Universidad Pedagógica Nacional, 2008, pp 45 – 67.

• 65. Página de Otto Bock. http://www.ottobock.ca/products/lower_limb_prosthetics, 22 de mayo 2008.

• 66.  Página de Endolite.http://www.endolite.com/prosthetics/products_ak/adaptive/adaptive.html, 22 de mayo 2008.

• 67. Página de Proteor http://www.proteor.com/proteor/uk/ht/ortho/index_cata.htm, 22 de mayo 2008.

• 68. Dupes, B., Prosthetic Knee System, en Ampute Coalition of America. 2005: Estados Unidos de America. p.p. 49-50.

Autor:

Vairon Vázquez Roa

Jorge L. Moya Rodríguez

Yamill S. Campos Pérez