Diseño de un exoesqueleto para miembro inferior

(1)

ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN

“DISEÑO DE UN EXOESQUELETO

PARA

MIEMBRO INFERIOR”

TESIS

QUE PARA OBTENER EL GRADO DE

MAESTRO EN CIENCIAS EN INGENIERÍA MECÁNICA

PRESENTA:

ING. JONATHAN MARTÍNEZ PAREDES

DIRECCIÓN DE TESIS:

DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA SOSA

DR. GUILLERMO MANUEL URRIOLAGOITIA CALDERÓN

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A mis padres Adán y María de Jesús, por el apoyo otorgado y por depositar

su confianza en mí. A pesar de las dificultades que pasamos como familia

siempre han estado a mi lado impulsándome en los momentos más difíciles.

A mis hermanos y sobrinos por su comprensión, preocupación y consejos.

A mis familiares y amigos, a aquellos que siempre han estado conmigo en las

buenas y en las malas, y que hemos formado un equipo para alcanzar los

mismos objetivos, de alguna forma han marcado mi vida.

Agradezco al Dr. Guillermo Urriolagoitia Sosa y al Dr. Guillermo M.

Urriolagoitia Calderón por su paciencia como asesores de este trabajo, el

cual con su colaboración y revisiones pudo ser culminado. A los profesores

de la SEPI que me han enseñado el camino para ser un profesionista y que sin

su apoyo y enseñanza esto no hubiera sido posible, porque más que números y

letras me enseñaron a enfrentar los retos de la vida.

Un agradecimiento al Instituto Politécnico Nacional, específicamente a la

Sección de Estudios de Posgrado e Investigación de ESIME Zacatenco y al

Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología por el apoyo que me han dado y

por permitirme portar la camiseta y formar parte de esta gran institución.

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Resumen

En este trabajo de tesis se presenta una recopilación de información de la evolución de los exoesqueletos para miembro inferior hasta los más novedosos hoy en día, incluyendo algunos ejemplos en sus cuatro categorías; exoesqueletos en serie, exoesqueletos en paralelo para transferencia de cargas, exoesqueletos en paralelo para aumentar torque y trabajo y los exoesqueletos en paralelo para aumentar la resistencia humana. Cabe denotar que estos se adaptan a las diferentes necesidades de usuarios y las tareas a realizar, que pueden ir desde las áreas de rehabilitación y asistencia a la marcha, hasta utilizarse en la milicia.

Se abordó la teoría necesaria para la comprensión de algunos temas que son necesarios el conocer para poder realizar los análisis correspondientes para el diseño del exoesqueleto, entre ellos se encuentra la descripción de los programas utilizados para el seguimiento de trayectoria y simulación de la marcha.

Se realizó la descripción anatómica y patológica del miembro inferior, mencionando los huesos, tendones y músculo más importantes que conforman este sistema. Así mismo se presenta un estudio de la marcha y cada una de sus fases mediante su simulación y seguimiento de trayectoria, con lo cual se obtiene la gráfica representativa de la trayectoria de las articulaciones generada por el usuario sano al caminar y de esta se puede saber cómo debe comportarse el exoesqueleto y así realice una trayectoria lo más parecido a la marcha no patológica.

Por medio de la metodología QFD (Quality Function Deployment) la cual ayuda a hacer una mejor elección de los componentes que se requieren para realizar las funciones que debe realizar el mecanismo, se evita de este modo la construcción de varios modelos por medio de prueba y error. Una vez que se tiene un concepto que cumpla de la mejor manera los requerimientos del usuario, se procede a realizar un análisis numérico de las piezas que se encuentran sometidas a cargas críticas para poder evaluar si el material elegido es el más adecuado para la aplicación que se le quiere dar al dispositivo.

(6)

Abstract

This thesis presents a compilation of information on the evolution of the lower limb exoskeletons for the newest up today, including some examples in its four categories; series-limb exoskeletons, parallel-limb exoskeletons for load transfer, parallel-limb exoskeletons for torque and work augmentation and parallel-limb exoskeletons that increase human endurance. Be denoting that these are tailored to the different needs of users and the tasks that can range from the areas of rehabilitation and assistance to the gait, to be used in the army.

It addressed the theory necessary for understanding some issues that are necessary to know in order to perform the corresponding analysis for the design of the exoskeleton; among them is the description of the programs used for trajectory tracking and motion simulation.

Was performed the pathological and anatomical description of the lower limb, mentioning the bones, tendons and muscles that make up this important system. It also presents a study of gait and each of its phases by simulating the motion and trajectory tracking, which gives the representative graph of the path of the user-generated joints healthy by walking and this is may know how to behave the exoskeleton and make a path as close to non-pathological gait.

Through the QFD methodology (Quality Function Deployment), this helps us to make a better choice of the components required to perform the functions that the mechanism must realize, preventing the construction of several models by trial and error. Once it has a concept that meets the best way to user requirements, it proceeds to perform a numerical analysis of the parts that are subject to critical loads to assess if the selected material is best suited for the application you want to give to the device.

(7)

Índice General

Resumen i

Abstract ii

Índice General iii

Índice de Figuras x

Índice de Tablas xvii

Simbología xviii

Objetivo xix

Justificación xx

Introducción xxii

Capítulo I.- Estado del Arte 1

I.1.- Generalidades de los exoesqueletos 2

I.2.- Primeros exoesqueletos 3

I.3.- Clasificación de los exoesqueletos y órtesis 6

I.3.1.- Exoesqueletos en serie 6

I.3.2.- Exoesqueletos en paralelo para transferencia de carga 7 I.3.3.- Exoesqueletos en paralelo para aumentar torque y

trabajo 8

I.3.4.- Exoesqueletos en paralelo para incrementar la resistencia humana

8

I.4.- Órtesis activas 9

I.5.- Exoesqueletos actuales más importantes en el mundo 15

I.6.- Plataformas para sistemas exoesqueléticos 23

I.7.- Planteamiento del problema 24

I.8.- Sumario 24

I.9.- Referencias 25

Capítulo II.- Fundamentos Teóricos 30

II.1.- Cinemática de manipuladores robóticos 31

II.1.1.- Matrices de transformación homogénea 31

II.1.2.- Representación de Denavit y Hartenberg 33 II.2.- Ajuste del límite de resistencia a la fatiga Se’, a las

condiciones particulares del diseño, Se

(8)

II.2.1.- Acabado superficial (ka) 38

II.2.2.- Relación de dimensiones (kb) 39

II.2.3.- Nivel de confiabilidad (kc) 40

II.2.4.- Temperatura de operación (kd) 41

II.2.5.- Concentración de esfuerzos (ke) 41

II.3.- Diseño de flechas 44

II.3.1.- Diseño por resistencia y selección de materiales 44

II.3.2.- Flechas sujetas a cargas estáticas 44

II.3.3.- Flechas sujetas a cargas fluctuantes 46

II.4.- Esfuerzos Von Mises (Concentración de esfuerzos) 48 II.5.- Desplazamiento (Evaluación gráfica de la deformación) 49

II.6.- Esfuerzos principales 50

II.7.- Concepto de eslabones corporales 51

II.8.- Programas para simulación y seguimiento de los

movimientos 54

II.8.1.- OpenSim 56

II.8.2.- SimiMatchiX 59

II.8.3.- Simi Aktisys 59

II.8.4.- Simi Motion 60

II.9.- Sumario 62

II.10.- Referencias 62

Capítulo III.- Anatomía del miembro inferior 69

III.1.- Anatomía de la pierna humana 70

III.1.1.- Estructura ósea de la pierna 71

III.1.2.- Músculos de la pierna 72

III.2.- Anatomía de la cadera 75

III.2.1.- Músculos de la cadera 77

III.2.2.- Articulaciones de la cadera 79

III.3.- Generalidades de la rodilla 83

III.3.1.- Articulaciones de la rodilla 84

III.3.2.- Músculos involucrados en el movimiento de la rodilla

87

(9)

III.4.1.- Articulaciones del tobillo 88

III.4.2.- Músculos del tobillo 89

III.5.- Generalidades del pie 90

III.5.1.- Estructura ósea y articulaciones del pie 90

III.5.2.- Músculos del pie 93

III.5.3.- Rango de movimientos de los dedos del pie 93

III.6.- Sumario 94

III.7.- Referencias 95

Capítulo IV.- Análisis de la marcha especializado 96

IV.1.- La marcha normal 97

IV.2.- Subdivisión de las fases de la marcha 102

IV.2.1.- Subdivisión de la fase de apoyo 103

IV.2.2.- Subdivisión de la fase de balanceo 103

IV.3.- Análisis de la marcha 104

IV.3.1.- Análisis cinemático y cinético del pie y tobillo 107 IV.3.2.- Análisis cinemático y cinético de la rodilla 111 IV.3.3.- Análisis cinemático y cinético de la cadera 114 IV.4.- Cinemática y cinética en el plano coronal o frontal 116 IV.5.- Cinemática y cinética en el plano transversal 117

IV.6.- Línea del centro de gravedad 119

IV.7.- Análisis de caída hacia atrás 120

IV.8.- Tipos principales de marcha patológica 123

IV.8.1.- Por déficit de fuerza (Paresia) 124

IV.8.2.- Alteración de la coordinación muscular sin déficit de fuerza

126

IV.8.3.- Causas Funcionales 127

IV.9.- Parámetros de la marcha 127

IV.10.- Simulación de la marcha en OpenSim y Simi MatchiX 130

IV.11.- Sumario 135

IV.12.- Referencias 136

Capítulo V.- Metodología para el diseño 138

(10)

V.2.- Clasificación de los requerimientos 140 V.3.- Traducción de los requerimientos del cliente a términos

mensurables

143

V.4.- Análisis funcional 144

V.5.- Metas de diseño 146

V.6.- Generación de conceptos 146

V.6.1.- Aplicación del primer filtro (de factibilidad) 152 V.6.2- Aplicación del segundo filtro (de disponibilidad

tecnológica) 153

V.6.3.- Aplicación del tercer filtro (requerimientos del cliente)

154 V.6.4.- Aplicación del cuarto filtro Matriz de Pugh (Matriz

de decisión) 154

V.7.- Concepto ganador 156

V.8.- Sumario 157

V.9.- Referencias 158

Capítulo VI.- Diseño mecánico 159

VI.1.- Consideraciones para el diseño 160

VI.2.- Grados de libertad 160

VI.3.- Análisis cinemático 161

VI.4.- Arquitectura de la cadera 165

VI.5.- Arquitectura del muslo 166

VI.6.- Arquitectura de la pierna 169

VI.7.- Arquitectura del pie 170

VI.8.- Sumario 172

VI.9.- Referencias 173

Capítulo VII.- Análisis de piezas con cargas críticas 174

VII.1.- Características del material 175

VII.2.- Generación de la malla 176

VII.3.- Cálculo del diámetro del eje de la articulación de tobillo 178

VII.4.- Articulación del tobillo 180

VII.4.1.- Eje de la articulación de tobillo (T1) 181

VII.4.1.1.- Von Mises 181

(11)

VII.4.1.3.- Esfuerzos cortantes 183

VII.4.1.4.- Desplazamiento 184

VII.4.2.- Articulación tobillo hembra (T2) 185

VII.4.2.2.- Esfuerzos principales 186

VII.4.3.- Articulación de tobillo macho (T2) 189

VII.5.- Cálculo del diámetro del eje de la articulación de rodilla 193

VII.6.- Articulación externa de rodilla 194

VII.6.1.- Flecha de la rodilla con servomotor (RE1) 195

VII.6.2.- Articulación externa de rodilla hembra (RE2) 198

VII.6.3.- Articulación externa de rodilla macho (RE2) 202

VII.7.- Articulación interna de rodilla 206

(12)

VII.7.2.- Articulación interna de rodilla hembra (RI2) 211

VII.7.3.- Articulación interna de rodilla macho (RI3) 215

VII.8.- Sumario 219

VII.9.- Referencias 219

Capítulo VIII.- Manufactura 220

VIII.1.- Introducción 221

VIII.2.- Definición de manufactura 222

VIII.3.- Factores de corte en el mecanizado 222

VIII.3.1.- Velocidad de corte (Vc) 223

VIII.3.2.- Avance ( ) 223

VIII.3.3.- Profundidad de corte (ap) 223

VIII.3.4.- Tiempo de trabajo (T) 224

VIII.4.- Dimensiones y tolerancias 224

VIII.5.- Elaboración de las piezas 226

VIII.6.- Sumario 231

VIII.7.- Referencias 231

Capítulo IX.- Discusiones y conclusiones 232

IX.1.- Área de trabajo 233

(13)

IX.3.- Trayectoria del exoesqueleto 237

IX.4.- Discusiones 238

Recomendaciones para trabajos a futuros 241

Anexos 244

(14)

Índice de Figuras

I.1.- Lokomat, proceso de rehabilitación miembro inferior 2 I.2.- Mecanismo de Yang para aumentar la velocidad al correr 4

I.3.- El Hardiman por General Electric 5

I.4.- Zapatos y exoesqueletos para trabajo en serie con el miembro inferior humano

7 I.5.- Exoesqueleto en paralelo para aumentar torque y trabajo 8 I.6.- Exoesqueleto en paralelo para incrementar la resistencia humana 9

I.7.- Órtesis AFO 10

I.8.- Órtesis tipo KAFO (Knee Ankle Foot Orthosis) 11

I.9.- Diseño estructural de la órtesis con referencias de materiales 12

I.10.- Diseño de la órtesis actica SKAFO 13

I.11.- Órtesis biónica de pierna The Tibion PK 14

I.12.- Órtesis WPAL 15

I.13.- Exoesqueleto BLEEX 16

I.14.- Exoesqueleto ReWalk 17

I.15.- Exoesqueleto HAL 17

I.16.- Dispositivo de asistencia al caminar Walking-Assist de Honda 18 I.17.- Ensamble de extensión de resorte montado en un exoesqueleto 19 I.18.- Configuración de un exoesqueleto de pierna con un actuador MR 20 I.19.- Prototipo de exoesqueleto comenzando a trabajar con un usuario 20

I.20.- Exoesqueleto Sarcos 21

I.21.- Exoesqueleto Neumático Blando 22

I.22.- Prototipo de exoesqueleto del MIT 23

II.1.- Matriz de transformación homogénea 32

II.2.- Matrices básicas de rotación homogénea 32

II.3.- Matriz de traslación homogénea básica 33

II.4.- Matriz de transformación homogénea 33

II.5.- Diferentes convenciones para la asignación de sistemas de

coordenadas 34

II.6.- Parámetros de Denavit y Hartenberg 36

(15)

II.8.- Factor de sensibilidad a las entalladuras, r, para aceros y aluminio,

sometidos a flexión invertida de cargas axiales alternantes 43 II.9.- Curvas de sensibilidad a la entalladura, q, para materiales

sometidos a torsión alternante 43

II.10.- Límites de los eslabones (en los centros articulares) y distancia

porcentual de los centros de gravedad a partir de los eslabones 52 II.11.- Esquema de OpenSim, un programa de código abierto para el

modelado, simular y analizar el sistema musculoesquelético

57

II.12.- Captura de pantalla de OpenSim 58

II.13.- Seguimiento automático de objetos bajo el agua 59

II.14.- SimiMatchiX haciendo una evaluación en la marcha de una

deportista 60

II.15.- Captura de pantalla del software Simi Motion 61

III.1.- Estructura ósea y muscular de la pierna humana 70

III.2.- Estructura ósea de la pierna humana 71

III.3.- Vista posterior y anterior del fémur 71

III.4.- Rótula 72

III.5.- Vista anterior y posterior de la tibia y peroné 72

III.6.- Músculos principales de la sección superior de la pierna humana 73 III.7.- Músculos principales de la sección inferior de la pierna humana 74

III.8.- Ejes principales en la cadera 76

III.9.- Estructura ósea de la cadera humana 77

III.10.- Estructura muscular anterior externa de la cadera humana 78

III.11.- Músculos estabilizadores de la cadera 78

III.12.- Articulación de la cadera humana 79

III.13.- Rangos de movimiento de la articulación de la cadera 80

III.14.- Soporte de peso de la pelvis 81

III.15.- Anillo pélvico 81

III.16.- Ángulo de inclinación 82

III.17.- Ángulo de anteroversión 82

III.18.- Vista interna de la rodilla semiflexionada 84

III.19.- Vista externa de la rodilla semiflexionada 85

III.20.- Valgus fisiológico de la rodilla 85

III.21.- Articulación de rodilla humana 86

(16)

III.23.- Ejes principales del pie 88

III.24.- Articulaciones del tobillo 88

III.25.- Rangos de movimiento del tobillo humano 89

III.26.- Dorsiflexión y flexión plantar del tobillo humano 89

III.27.- Estructura ósea del pie humano 92

III.28.- Principales articulaciones funcionales de carga del pie 92

III.29.- Centro de gravedad de los pies en carga 93

III.30.- Rango de movimiento de los dedos del pie 94

IV.1.- Ciclo de la marcha normal 99

IV.2.- Longitud de paso 101

IV.3.- Fases de la marcha 101

IV.4.- Subdivisiones de la fase de apoyo 103

IV.5.- Subdivisiones de la fase de balanceo 104

IV.6.- Planos de referencia del cuerpo humano en una posición

anatómica estándar 105

IV.7.- Representación de flexo-extensión del tobillo 106

IV.8.- Fuerzas de reacción del suelo y ubicación de centros articulares 107

IV.9.- Primera mecedora 108

IV.10.- Absorción de impacto en la primera mecedora 108

IV.11.- Primera mecedora 109

IV.12.- Momento muscular flexor-plantar durante la segunda mecedora 109

IV.13.- Fuerza de aceleración en la tercera mecedora 110

IV.14.- Fase final del balanceo 110

IV.15.- Actividad de la rodilla durante la marcha 111

IV.16.- Gráfica del ángulo de rodilla en la marcha patológica y marcha

normal simulada en el programa OpenSim 112

IV.17.- Fuerza de reacción del suelo en la fase media del apoyo 112 IV.18.- Fuerzas de reacción del suelo en la fase final del apoyo 113

IV.19.- Fase media del balanceo 114

IV.20.- Fase final del balanceo 114

(17)

IV.24.- Excursión vertical de pelvis y cadera 117 IV.25.- Rotación compensatoria de cadera en el plano transversal sobre

la línea de progresión

118

IV.26.- Representación gráfica del ángulo del tobillo 119

IV.27.- Desplazamiento de las extremidades inferiores 120

IV.28.- Modelo de un péndulo invertido 121

IV.29.- Diagrama de fase entre la velocidad y la posición del centro de

masa del cuerpo 123

IV.30. La altura (valor en la dirección z) en metros (m) del lateral derecho de un hombre como función del ciclo de marcha

128 IV.31.- Fuerza vertical de reacción del suelo dada en Newton (N)

actuando en el pie derecho de un adulto con parálisis cerebral 129 IV.32.- La actividad electromiográfica en milivolts (µV) del músculo

femoral recto de una mujer, mostrado como función del ciclo de marcha normal

130

IV.33.- Ejes coordenados del miembro inferior en el programa OpenSim 131

IV.34.- Gráfica ángulo de la cadera-ciclo de la marcha 131

IV.35.- Gráfica ángulo de la rodilla-ciclo de la marcha 132

IV.36.- Gráfica ángulo de la rodilla-ciclo de la marcha 132

IV.37.- Promedio del patrón cinemático y cinético de la marcha normal de la pierna izquierda

133

IV.38.- Traje con marcadores montados 134

IV.39.- Seguimiento del patrón de la marcha en cadera, rodilla y tobillo

con el programa Simi MatchiX en su versión Demo 135

V.1.- Análisis funcional 145

V.2.- Bosquejo del concepto ganador 157

VI.1.- Grados de libertad del exoesqueleto 161

VI.2.- Diagrama unifilar del exoesqueleto 162

VI.3.- Rango de longitud de los eslabones pertenecientes al miembro inferior a considerar para el diseño del sistema telescópico del

exoesqueleto

165

VI.4.- Cadera 166

VI.5.- Rótula de la cadera 166

VI.6- Arquitectura del subconjunto muslo 167

VI.7.- Sistema telescópico del muslo 167

VI.8.- Articulación de rodilla alineada 168

(18)

VI.10.- Pierna 169

VI.11.- Sistema telescópico de la pierna 169

VI.12.- Articulación del tobillo 170

VI.13.- Pie 170

VI.14.- Elementos que dan los GDL al pie 171

VI.15.- Modelo del exoesqueleto 172

VII.1.- Propiedades del material 176

VII.2.- Solid Element Midside Nodes 177

VII.3.- Mallado de las piezas 178

VII.4.- Diagrama del esfuerzo cortante y momento flexionante 179

VII.5.- Articulación del tobillo 181

VII.6.- Esfuerzos de Von Mises en el apoyo simple 182

VII.7.- Esfuerzos principales en apoyo simple 183

VII.8.- Esfuerzo cortante máximo en apoyo simple 184

VII.9.- Desplazamiento en apoyo simple 185

VII.10.- Esfuerzos de Von Mises en apoyo simple 186

VII.18.- Articulación externa de rodilla 194

(19)

VII.31- Articulación interna de rodilla 207

VIII.1.- Proceso de mecanizado del aluminio 221

VIII.2.- Factores de maquinabilidad 222

VIII.3.- Tres formas de especificar límites de tolerancia 225

VIII.4.- Impresión del molde para pieza en plástico ABS 226

VIII.5.- Limpieza de pieza impresa 227

VIII.6.- Fibra de vidrio en petatillo o almohadilla 228

VIII.7.- Recorte y recubrimiento del molde 228

VIII.8.- Fresadora universal y torno 229

VIII.9.- Prueba de ensamble de subconjuntos 229

VIII.10.- Ensamble del exoesqueleto 230

VIII.11.- Prueba de ajuste del exoesqueleto 230

IX.1.- Área de trabajo de exoesqueleto en el plano sagital 234

(20)

IX.3.- Modelo del exoesqueleto en SimMechanics 235

IX.4.- Simulación del exoesqueleto en Matlab 235

IX.5.- Ángulo y torque en la cadera 236

IX.6.- Ángulo y torque en la rodilla 236

IX.7.- Ángulo y momento en rodilla y cadera obtenidos por Matjacić 237

(21)

Índice de Tablas

II.1.- Factores de confiabilidad kc correspondientes a una desviación

estándar del 8% del límite medio de resistencia a la fatiga 40 II.2.- Promedio de los segmentos corporales para un hombre de 68 kg,

porcentaje del peso corporal total y localización de los centros de masa 53

IV.- Desarrollo del ciclo de la marcha ₁₀₂

V.I.- Clasificación de los requerimientos obligatorios y deseables ₁₄₁

V.2.- Ponderación de los requerimientos deseables ₁₄₂

V.3.- Orden de importancia de los requerimientos deseables ₁₄₂

V.4.- Traducción de los requerimientos ₁₄₃

V.5.- Generación de conceptos ₁₅₁

V.6.- Aplicación del primer filtro ₁₅₂

V.7.- Aplicación del segundo filtro ₁₅₃

V.8.- Aplicación del tercer filtro ₁₅₄

V.9.- Matriz de Pugh ₁₅₅

VI.1.- Parámetros Denavit-Hartenberg ₁₆₃

(22)

Simbología

OXYZ -Sistema de coordenadas fijo OUVW -Sistema de coordenadas móviles

-Vectores unitarios

p -Vector de posición

px, py,pz -Puntos en el espacio

w -Componente de escala

T -Matriz de transformación homogenea

I3 -Matriz identidad 3x3

I4 -Matriz identidad 4x4

θ, α, ϕ -Desplazamientos angulares

θi , αi, ai, di -Parámetros Denavit y Hartenberg

θi -Ángulo entre eslabones

i-1_A

i -Matriz de transformación homogénea para los sistemas de

coordenadas iei-1

EMG -Electromiografías

GDL -Grados de libertad

CG -Centro de gravedad

d -distancia

M -Momento

F -Fuerza

L -Longitud

FRS -Fuerza de reacción del suelo CMC -Centro de masa del cuerpo

kg -Kilogramo

mm -Milímetro

cm -Centímetro

GPa -Giga Pascales

MPa -Mega Pascales

(23)

Objetivo

El objetivo general de este trabajo es realizar el diseño mecánico de un exoesqueleto que ayude a asistir en la movilidad del miembro inferior, ya sea para dar soporte a una persona sana, una con problemas musculares en las extremidades inferiores o para acelerar la rehabilitación de una pierna lesionada mediante un movimiento cíclico y con similitud a la marcha humana no patológica, disminuyendo los costos de fabricación sin comprometer el correcto funcionamiento y vida útil del dispositivo. La disminución o pérdida de las fuerzas puede ser causada por afecciones de diversa etiología y puede ser que esta enfermedad altere el funcionamiento de las articulaciones y los huesos, los músculos o la parte motora del sistema nervioso, es preciso delimitar el problema a un sector de la población que sufra de distrofia muscular en el miembro inferior, paraparesia o algún tipo de lesión que necesite de asistencia a la marcha. Por lo tanto, este dispositivo esta desarrollado para ser utilizado por individuos varones con un peso máximo de 75kg y una longitud del miembro inferior máxima de 1.16m (del nivel del piso a la trocánter mayor), esto se considera tomando en cuenta estudios de antropometría en el área metropolitana de la ciudad de México D.F. y Guadalajara.

Objetivos particulares

 Conocer el estado del arte correspondiente a los desarrollos tecnológicos en el área de exoesqueletos para conocer que dispositivos existen, tanto en las investigaciones que se han llevado a lo largo de los años como en el mercado actual y que aplicaciones tienen.

 Establecer la teoría necesaria para el entendimiento de los temas que se abordan en el desarrollo analítico, numérico y experimental.

 Conocer y analizar el estudio de la marcha humana.

 Describir la anatomía del miembro inferior, para de esta manera explicar mecánicamente el funcionamiento y movimientos realizados por las extremidades inferiores.

 Desarrollar un modelo del dispositivo con base a la metodología del diseño.

 Realizar el análisis numérico con cargas críticas en las piezas utilizando el método del elemento finito para la validación del dimensionamiento y material propuesto para el dispositivo.

(24)

Justificación

El ser humano se caracteriza por su marcha bípeda desarrollo de su evolución, la cual le brinda autonomía física para realizar gran parte de sus actividades cotidianas, cuando esta autonomía es afectada por enfermedades, vejez, lesiones o accidentes, se genera una disminución de la capacidad para realizar actividades físicas dentro de la sociedad y el ámbito laboral, así como un decremento del autoestima de la persona que sufrió la disminución en la función motora en el miembro inferior.

Los exoesqueletos fueron diseñados con la finalidad de amplificar las habilidades motrices de las personas ya sea previniendo, corrigiendo o mejorando el movimiento de la parte del cuerpo implicada en la discapacidad o bien ayudar en la rehabilitación de alguna extremidad atrofiada, actualmente los exoesqueletos están en sus etapas iniciales de desarrollo lo que hace que se limite demasiado el tiempo de su uso por la cantidad de energía que demandan estos sistemas, ocasionando un incremente el costo del dispositivo.

El haber tomado la decisión de diseñar un dispositivo específicamente para varones está fundamentado en que en nuestro país el mayor número de personas con discapacidad motriz en edad laboral son los varones. Además, la configuración anatómica de la mujer posee unas cuantas desventajas con respecto a la de los hombres, presentan pelvis más anchas y menos profundas, mayor angulación del fémur, y una mayor curvatura (con convexidad anterior) de la columna vertebral a nivel lumbar que dificulta el trabajo con cargas y genera una deficiencia mecánica al correr. Las extremidades en relación con la estatura son más cortas, lo que equivale a un brazo de palanca menor que puede limitar su rendimiento en algunas actividades por una menor eficiencia mecánica.

(25)

En México este tipo de tecnologías como son los exoesqueletos y prótesis inteligentes están en desarrollo, pero son contadas las investigaciones que se han hecho al respecto, por lo tanto este tipo de dispositivos se tienen que comprar en el extranjero. Actualmente los exoesqueletos están en sus etapas iniciales de desarrollo lo que hace su costo muy excesivo, por lo tanto aún se pueden diseñar estos dispositivos para economizar costos y que su funcionamiento sea más eficiente que el de los dispositivos actualmente en el mercado.

(26)

Introducción

Las primeras investigaciones en torno a los llamados exoesqueletos humanos, comenzó a finales de 1960, casi en paralelo entre un número de grupos de investigación en los Estados Unidos y en la antigua Yugoslavia. Sin embargo, el primero se centra principalmente en el desarrollo de tecnologías para aumentar las capacidades de humanos sanos, a menudo para fines militares, mientras que el segundo tenía la intensión de desarrollar tecnología de asistencia para personas con discapacidad física. A pesar de las diferencias en la intención de su utilización, estos dos campos se enfrentan a muchos de los mismos desafíos y limitaciones, en particular las relacionadas con portabilidad y la interacción estrecha con el operador humano.

Un exoesqueleto se pude definir como un dispositivo mecánico activo que es esencialmente

antropomorfo, es “usado” por un operario y se ajusta estrechamente a su cuerpo y trabaja en conjunto con sus movimientos. En general, el término “exoesqueleto” se utiliza para describir un

dispositivo que es usado para aumentar la capacidad y rendimiento de un usuario sano. El término

“ortesis activa” se usa normalmente para describir un dispositivo que es utilizado para aumentar la

capacidad ambulatoria de una persona que sufre alguna patología en la pierna. Sin embargo,

ocasionalmente, el término “exoesqueleto” también se utiliza para describir ciertos dispositivos de

asistencia, en particular cuando abarcan la mayor parte del miembro inferior.

La paraplejia es la parálisis completa o parcial de las extremidades inferiores y/o porción inferior del cuerpo. Es causada principalmente por lesión traumática de la columna vertebral (lesión medular), pero también puede deberse a varias enfermedades, tales como mielitis transversa y lesiones quísticas de la médula, así como otra serie de trastornos.

La lesión medular y paresia es un problema que afecta sobre todo a la población en edad laboral y, por lo tanto, sus repercusiones rebasan el ámbito familiar. En la actualidad los tratamientos existentes consisten en la asistencia y la estabilización espinal, considerándose más un proceso de acondicionamiento que una verdadera rehabilitación y reservándose toda esperanza de recuperar parte de la independencia y calidad de vida previas a la lesión.

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Entre cada dos dobles apoyos, un solo pie soporta el peso del cuerpo, a la vez que el otro traslada de atrás hacia delante. Durante el periodo de contacto con la superficie de marcha el pie está relativamente estacionario, y al proporcionar el soporte del cuerpo existen fuerzas actuando entre el pie y dicha superficie.

El análisis biomecánico de la marcha humana ha sido cada vez más utilizado en los últimos años. Mientras la mayoría de estos estudios se han centrado en la marcha patología y técnicas del deporte, un menor número de estudios son aplicados para el diseño de sistemas biomecánicos. Los estudios que se han hecho en los últimos años han demostrado que un una mejor comprensión de las características de la marcha humana, así como de la morfología pierna humana y el control en la marcha pueden dar una forma más eficaz en el diseño de arquitecturas para exoesqueletos de miembro inferior.

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Estado del Arte

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I.1.- Generalidades de los exoesqueletos El conocimiento de la locomoción humana normal es la base del tratamiento sistemático y del

manejo de la marcha patológica, especialmente cuando se utilizan prótesis y órtesis. La locomoción en piernas se ha convertido en un método atractivo de transporte, porque las piernas pueden adaptarse a un amplio rango de terrenos extremos. Los humanos presentan complejos y especializados algoritmos naturales de control que les brindan la capacidad de realizar tareas complicadas en un amplio rango de condiciones y con rápidos tiempos de respuesta. En contraste, los robots pueden desarrollar tareas que requieren grandes fuerzas o torques, dependiendo de la naturaleza de su estructura y de la potencia de sus actuadores. Es evidente que combinando estas dos entidades, el humano y el robot en un sólo sistema integrado, se pueden alcanzar soluciones interesantes que se beneficiarían de las ventajas que aporta cada subsistema. Así, la potencia mecánica de las máquinas integradas con el sistema de control inherente al humano, llevaría a realizar tareas que necesitan aplicar grandes fuerzas de una manera eficiente, lo cual es el principio básico del diseño de sistemas exoesqueléticos [I.1].

Un exoesqueleto se define como un dispositivo mecánico activo esencialmente antropomorfo. El sujeto se lo coloca y este se ajusta a su cuerpo. Un exoesqueleto puede trabajar en forma coordinada con los movimientos ejercidos por el sujeto o por el sistema propiamente dicho [I.2].

Figura I.1.- Lokomat, proceso de rehabilitación miembro inferior [I.3]

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exoesqueletos son llamados órtesis activas en el campo médico). El desarrollo de plataformas robóticas para aplicaciones de rehabilitación es actualmente un foco de investigación a nivel mundial, dentro de los principales avances se encuentran los sistemas exoesqueléticos denominados como órtesis activas [I.1].

Las órtesis activas presentan, una aplicación particular de los exoesqueletos, las cuales consisten en un mecanismo estructural externo acoplado a la persona y cuyas junturas y eslabones corresponden a las de la parte del cuerpo humano que emula. Su principal característica es que el contacto entre el usuario y el exoesqueleto permite transferir potencia mecánica y señales de información [I.6]. A diferencia de las órtesis pasivas, estos dispositivos son sistemas mecatrónicos que utilizan actuadores para proveer la fuerza y la movilidad de las articulaciones. En cuanto a los sistemas de exoesqueléticos, ofrecen un amplio rango de aplicaciones, en el caso de pacientes con problemas físicos estos dispositivos permiten asistir las terapias de rehabilitación guiando los movimientos de las trayectorias correctas para ayudar al paciente a re-aprender los patrones de motricidad y dar fuerza de soporte para realizar los movimientos, recibiendo en este caso particular el nombre de órtesis activa. Por otro lado, en ambientes industriales y militares los exoesqueletos se perfilan como un amplificador o multiplicador de la potencia del usuario permitiéndole soportar a través de la estructura mecánica grandes cargas por tiempos largos, evitando así lesiones y accidentes debido a sobreesfuerzos del trabajo físico [I.7]. Los exoesqueletos ofrecen una forma única de retroalimentar señales de fuerza al cuerpo humano. Así que se pueden usar como interfaces sensoriales para teleoperación industrial, videojuegos y entretenimiento, o en monitoreo y entrenamiento, entre otras aplicaciones [I.8]. La idea del exoesqueleto no es algo novedoso y con el paso de la historia se han realizado numerosos diseños y prototipos. Muchos de los primeros trabajos hechos en el desarrollo de exoesqueletos para aumentar las funciones fueron conceptos estudiados, pero nunca salieron de los planos. Muy pocos prototipos de esos primeros conceptos han sido construidos y muestran un desempeño muy pobre [I.2].

I.2.- Primeros exoesqueletos

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efectivamente el peso del cuerpo al suelo y reducir las fuerzas sostenidas por la postura de la pierna durante cada periodo de postura al correr (Figura I.2). Durante la fase aérea, el resorte paralelo a la pierna fue diseñado para desbloquear la pierna en orden a lo permitido para flexionar libremente y para permitir que el pie toque el suelo. Aunque el mecanismo de Yang fue diseñado para aumentar la marcha, no hay un registro de que el dispositivo fuera construido o realizar una demostración exitosa [I.9].

Figura I.2.- Mecanismo de Yang para aumentar la velocidad al correr [I.9]

Entre 1960 y 1970, la Universidad de Belgrado desarrolló los primeros modelos bajo la dirección de

Vukobratovic [I.10]. Los cuales estaban orientados para brindar movilidad a pacientes parapléjicos

de acuerdo a trayectorias predefinidas computacionalmente, suprimiendo completamente la influencia del humano sobre el exoesqueleto.

En 1963, Zaroodny para el Laboratorio Balístico Exterior de la Armada de los Estados Unidos publicó un reporte técnico, obteniendo detalle de su trabajo en un suplemento poderoso de órtesis

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neumático, posiblemente el primer exoesqueleto creado para aumentar la fuerza y el funcionamiento [I.2].

A finales de la década de los 1960’s General Electric Research, en cooperación con investigadores de la Universidad Cornell y con soporte financiero de la Oficina Naval de Investigación de los Estados Unidos, construyeron un prototipo para cuerpo completo. Denominado Hardiman (por el acrónimo en inglés Human Augmentation Research and Development Investigation) el exoesqueleto fue una enorme máquina hidráulica que tenía un peso de 680 kg y 30 grados de libertad (GDL), incluyendo los componentes para amplificar la resistencia de los brazos (conteniendo manos pero sin las muñecas) y piernas del usuario (Figura I.3).

Figura I.3.- El Hardiman por General Electric [I.12]

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convencer a la comunidad de investigadores que la creación de dispositivos exoesqueléticos efectivos es extremadamente difícil [I.2].

Para la mitad de los años 1980, Jeffrey Moore del Laboratorio Nacional de los Álamos, escribió un artículo sobre un concepto de exoesqueleto para aumentar la capacidad de los soldados inspirado en el concepto de Heinlein que fue denominado Pitman. Mientras este concepto no trata como resolver los problemas tales como el suministro de energía y la aplicación. Este proyecto nunca salió de los planos debido a falta de financiamiento, indudablemente plantó una de las semillas que crecieron en el programa exoesquelético DARPA (Defense Advanced Research Proyects Agency) de los Estados Unidos una década después (Sección III-B) [I.13].

I.3.- Clasificación de los exoesqueletos y órtesis

Los exoesqueletos y órtesis se pueden clasificar según Hugh Herr [I.9] en cuatro categorías; los dispositivos que actúan en serie con el miembro humano para incrementar su longitud y desplazamiento, los dispositivos que actúan en paralelo con el miembro humano para incrementar la economía locomotora humana, aumentar la fuerza en las articulaciones, y para incrementar el rendimiento o fuerza.

I.3.1.- Exoesqueletos en serie

Es ampliamente conocido que los elementos elásticos en el cuerpo, como los ligamentos y los tendones, juegan un rol crítico en la economía y estabilidad de los movimientos. Humanos y animales utilizan esos tendones para reducir las pérdidas por impacto mientras almacenan substanciales cantidades de energía cuando golpean el suelo, para proveer propulsión durante la etapa terminal de la marcha, corriendo y brincando [I.14].

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en la absorción de impactos y economía metabólica en velocidades moderadas de carrera [I.18]. Otros notables dispositivos de esta clase son el PowerSkip y el SpringWalker, aunque estos dispositivos claramente aumentan la altura del salto, ellos no han mostrado un pico de mejora en la velocidad ni en la economía al correr [I.19 y I.20].

Figura I.4.- Zapatos y exoesqueletos para trabajo en serie con el miembro inferior humano [I.9]. a) Zapato Springbuck. b) Exoesqueleto PowerSkip. c) Exoesqueleto SpringWalker

I.3.2.- Exoesqueletos en paralelo para transferencia de cargas

Con estos dispositivos, las fuerzas de reacción del suelo son aún soportadas por la pierna humana. En contraste, con un mecanismo paralelo, el peso del cuerpo podría ser transferido a través del exoesqueleto directamente al suelo, disminuyendo la carga llevada por el miembro y bajando el metabolismo demandado al caminar, correr y saltar [I.21]. Como ejemplo se puede resaltar que el

MIT Biomecatronics Group recientemente construyó un exoesqueleto elástico similar al diseño de

Yang. Sin embargo, esta aplicación no fue para aumentar la marcha, pero fue para disminuir la demanda metabólica en trote continuo. El exoesqueleto comprende resortes de hoja de fibra de vidrio que se extienden en la pierna entera y son capaces de transferir el peso del cuerpo directamente al suelo durante el periodo de postura. A diferencia con el exoesqueleto de Yang, el dispositivo MIT no incluye un clutch para desbloquear el resorte de hoja del exoesqueleto durante la fase aérea desde que el control del clutch fue considerado innecesario para trotar. Sin tomar en cuenta el peso agregado del exoesqueleto, vistiendo el exoesqueleto el consumo de la energía metabólica neta es reducido en el trote continuo con un promedio del 24% comparado con el trote normal. Cuando se utiliza resortes paralelos externos, ellos reducen el trabajo mecánico hecho por

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las piernas y sustancialmente reduce la demanda metabólica comparada si no vistiera un exoesqueleto [I.22].

I.3.3.- Exoesqueletos en paralelo para aumentar torque y trabajo

Algunos exoesqueletos paralelos han sido desarrollados para aumentar el torque y el trabajo en las articulaciones [I.23]. En distinción con los exoesqueletos para levantar cargas, estos tipos de exoesqueletos y órtesis no transfieren sustancialmente la carga al suelo, sino que simplemente aumentan el torque y el trabajo en las articulaciones. Este tipo de exoesqueleto para la pierna puede ayudar a caminar y correr economizando el metabolismo, o podría ser usado para reducir el dolor en las articulaciones o incrementar la fuerza en articulaciones paralizadas o débiles. Claros ejemplos de estos exoesqueletos son el HAL-5, desarrollado en la Universidad de Tsukuba en Japón [I.24] y la Órtesis activa de tobillo-pie (AFO) desarrollado por el MIT (Figura I.5) [I.25].

Figura I.5.- Exoesqueleto en paralelo para aumentar torque y trabajo. a) Exoesqueleto HAL-5. b) Órtesis activa de tobillo-pie del MIT [I.9]

I.3.4.- Exoesqueletos en paralelo para incrementar la resistencia humana

A lo largo del cuerpo humano cientos de músculos ejercer fuerzas para endurecer y mover los miembros y dorso. Durante ejercicios exhaustivos, sólo una pequeña porción de estos músculos se fatigan. Para actividades anaeróbicas repetitivas, un exoesqueleto paralelo podría ser diseñado para redistribuir el ciclo de trabajo sobre un gran número de músculos con el propósito de retrasar el comienzo de la fatiga. En tal estrategia, los resortes dentro del exoesqueleto podrían ser estirados

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por músculos que normalmente no podrían ser fatigados si el ejercicio fuera conducido sin el mecanismo [I.26].

La energía almacenada por el exoesqueleto podría después ser usada para asistir a aquellos músculos que típicamente se podrían fatigar, posiblemente ayudando en la capacidad de resistencia. Existen muchas aplicaciones para ésta clase de exoesqueletos, por ejemplo, una muleta fue construida con una órtesis de resorte para el codo para maximizar la resistencia física de las personas al subir escaleras y pendientes [I.27]. Cuando el usuario de la muleta flexiona ambos codos para colocar las puntas de las muletas en el escalón siguiente, la órtesis comprime y almacena energía. Esta energía almacenada después asiste al usuario de la muleta durante la extensión del codo, ayudando a cargar el cuerpo hacia al siguiente paso, retrasar la fatiga de los músculos bíceps y tríceps (Figura I.6).

Figura I.6.- Exoesqueleto en paralelo para incrementar la resistencia humana [I.9]

I.4.- Órtesis activas

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funcional como generador de reflejos artificiales, con órtesis modulares SFMO (Self-Fitted Modular Orthosis) externamente alimentadas y controladas [I.29].

En general, las órtesis pueden ser clasificadas según la articulación para la cual están diseñadas [I.30]. Para las extremidades inferiores existen las llamadas AFO (Ankle Foot Orthosis) (Figura I.7), cuya función se limita normalmente a la corrección del ángulo entre pie y pierna durante el ciclo de marcha para evitar la flexión plantar excesiva, que es una de las causas de la marcha patológica del

pie equino [I.31].

Figura I.7.- Órtesis AFO.

a) Vista general sin modificaciones. b) Detalle de articulación tipo Klenzack [I.13]

Otro tipo de órtesis son las KAFO (Knee Ankle Foot Orthosis), además de la parte del tobillo incluyen la articulación de la rodilla (Figura I.8). Las KAFO están dirigidas a pacientes con niveles más graves de disfunción en la marcha, incluyendo ausencia parcial de control muscular [I.32]. Una variante de las órtesis de rodilla-tobillo son las llamadas SCKAFO (Stance-Control Knee Ankle Foot Orthosis) [I.33], cuya característica más relevante es que permiten el libre movimiento de la rodilla durante la fase de balanceo, pero ofrecen resistencia a la flexión durante la fase de apoyo. Este sistema está indicado para individuos con debilidad en los músculos cuádriceps. Existen también órtesis de cadera, compuestas por un soporte pélvico y soportes para los muslos, que dependiendo de si son motorizadas o no, estarán más orientadas hacia la corrección de la postura o hacia asistir el movimiento en esta parte del cuerpo [I.34]. Estos modelos de órtesis pueden ser elementos pasivos

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destinados al soporte de partes del cuerpo debilitadas o incluso paralizadas, o dispositivos activos que contengan sistemas motorizados para asistir el movimiento de la extremidad.

Figura I.8.- Órtesis tipo KAFO (Knee Ankle Foot Orthosis) [I.32]

En la literatura se reflejan diversos sistemas de actuación, variando desde actuadores eléctricos lineales y rotativos, hasta la implementación de músculos neumáticos artificiales [I.35]. Blaya y

Herr [I.36], desarrollaron una órtesis activa AFO destinada al tratamiento de la patología de la marcha conocida como pie equino. El prototipo incluye en su diseño un actuador lineal elástico en serie con un motor de corriente continua (Series Elastic Actuator), que aplica una fuerza entre el talón y la parte posterior de la pierna para corregir el ángulo del pie en función de la fase de la marcha. La órtesis es capaz de distinguir tres estados de la marcha (dos de contacto y uno de balanceo) por medio de seis sensores de presión plantar y dos potenciómetros para monitorizar las fases de contacto con el suelo y los ángulos en el tobillo, respectivamente. Diseños similares más orientados hacia la rehabilitación de lesionados medulares son encontrados en la literatura [I.37], e incluso algunos para la asistencia del movimiento en la rodilla de personas sanas como por ejemplo

el Roboknee [I.38], cuya función es reducir el coste energético en la marcha. El HKAFO, por sus

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adicional de descarga del peso del paciente, que le de la estabilidad necesaria durante los ejercicios, a la vez que la marcha se realizaría sobre una cinta rodante. Posee seis grados de libertad y actúan sobre la cadera, rodilla, tobillo y pie, se utiliza junto con un sistema de soporte del peso del paciente y una cinta rodante, con una capacidad de sujetos con un peso máximo de 135 kg, y un rango de alturas de 150 a 200 cm. Las variables biomecánicas consideradas para describir la cinética del miembro inferior son: ángulo, velocidad angular, momento angular, potencia de las articulaciones de la cadera, la rodilla y el tobillo, el diseño considera sólo las componentes del plano sagital de las variables biomecánicas. Para el diseño estructural se considera que la órtesis debe ser lo suficientemente adaptable, para poder aplicarse al mayor número posible de usuarios, además que se propone que la órtesis cuente con topes mecánicos para evitar luxaciones (Figura I.9).

Figura I.9.- Diseño estructural de la órtesis con referencias de materiales [I.39]

Otro tipo de actuación ampliamente utilizado en órtesis son los músculos neumáticos artificiales (McKibben Muscles). Quizás el caso más relevante que ejemplifica este tipo de actuación es el prototipo de órtesis KAFO [I.40], que dispone de seis músculos neumáticos, dos encargados de la flexión-extensión en el tobillo, y cuatro en la rodilla. El funcionamiento se asemeja al de los pares musculares agonista-antagonista del cuerpo humano, en el que la contracción de uno u otro genera un momento en la articulación en uno u otro sentido. El mecanismo de control incluye potenciómetros, sensores plantares y señales electromiográficas, y está destinado a la rehabilitación.

Fibra de Carbón Referencias:

Espuma de baja densidad

Cinta de abrojo Polipropileno

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En el trabajo presentado por Font y Arroyo [I.41] se presenta el diseño de una nueva órtesis activa adaptable de tipo SCKAFO (Stance-Control Knee-Ankle-Foot Orthosis) para lesionados medulares incompletos C y D. La órtesis es un sistema biomecatrónico complejo cuyo diseño debe cumplir múltiples restricciones, entre ellas, la de colaborar con el sistema músculo-esquelético del lesionado medular para conseguir una marcha similar a la normal. En este artículo se describe el diseño mecánico de detalle y la selección de sensores y actuadores. La órtesis bloquea la flexión de la rodilla cuando el sujeto inicia la fase de contacto con el suelo para estabilizar la marcha, y desbloquea y actúa la extensión de rodilla de la pierna contraria cuando ésta pierde el contacto con el suelo e inicia la fase de balanceo. El aspecto novedoso de este diseño es que los sistemas de actuación y bloqueo son independientes entre sí, lo que permite disminuir los requerimientos de actuación, y por tanto, el peso del dispositivo. Además, la órtesis dispone de un dispositivo antiequino en la articulación del tobillo, que limita el ángulo de flexión plantar del tobillo durante la fase de balanceo de la marcha (Figura I.10).

Figura I.10.- Diseño de la órtesis actica SKAFO [I.41]

En su trabajo A Bio-Robotic Leg Orthosis for Rehabilitation and Movility Enhancement, R. W. Horst

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normal en la marcha normal, el actuador requiere un pico de potencia de cientos de watts, el actuador debe ser pequeño y ligero para prevenir que su tamaño interfiera con los movimientos normales del paciente. Este dispositivo tiene múltiples modos de operación incluyendo asistencia automática, asistencia manual, movimientos pasivos continuos y terapia robótica. Una órtesis activa combina los beneficios de la terapia robótica y el incremento de movilidad en un solo y portable dispositivo [I.42].

Figura I.11.- Órtesis biónica de pierna The Tibion PK [I.42]

Kawaga en su artículo Gait pattern generation for a power-assist device of paraplegic gait muestra

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Figura I.12.- Órtesis WPAL [I.43]. a) Parte robótica del WPAL. b) Movimientos de la marcha con el WPAL y una caminadora

El AKROD, el cual es un dispositivo ortopédico para rehabilitación activa de rodilla, diseñado para entrenar a pacientes con accidentes con accidente cerebro-vascular, que sufren de hiper-extensión de la rodilla en la fase de apoyo de la marcha y de flexión reducida de la rodilla durante la fase de balanceo [I.44].

Ekta Singla, Bhaskar Dasgupta y otros autores, en el artículo Optimal design of an exoskeleton hip

using three-degrees-of-freedom spherical mechanism [I.45], presentan el diseño de una articulación

de cadera para asistir en los movimientos a personas físicamente débiles. El mecanismo es una articulación con tres grados de libertad (GDL), y se enfoca en determinar la correcta alineación de los puntos de la estructura con el cuerpo humano, teniendo en cuenta la anatomía del cuerpo y confort de la persona que use dicho mecanismo.

I.5.- Exoesqueletos actuales más importantes en el mundo

Citando los exoesqueletos para miembro inferior más famosos hasta ahora, entre ellos se encuentran los siguientes:

El BLEEX (Biomechanical Design of the Berkeley Lower Extremity Exoskeleton) de la Universidad de California en Berkeley [I.4] Fue diseñado para auxiliar a soldados a cargar grandes paquetes, pero otras de sus posibles aplicaciones incluye ayuda a trabajadores para evitar lesiones, bomberos, y otro personal de emergencia para llevar

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mayores cargas sin el típico esfuerzo asociado con la demandante labor. Cada pierna es actuada por tres cilindros hidráulicos y pueden dar asistencia hacia arriba, adelante/atrás, el control de aproximación está basado en señales de presión en el pie. Aunque el dispositivo exitosamente camina y carga con nuestra propia fuerza, fue diseñado para solamente asistir a los músculos que cubre, y no para llevar cargas externas. El proyecto BLEEX es un exoesqueleto energéticamente autónomo con capacidad de llevar el propio peso además de una carga útil externa, ya que el dispositivo transfiere las fuerzas de la carga útil a la tierra, en lugar de al usuario (Figura I.13). Este dispositivo tiene siete grados de libertad por pierna:

a) 3 GDL en la cadera.

b) 1 GDL en la rodilla (rotación pura en el plano sagital). c) 3 GDL en el tobillo.

El BLEEX ha demostrado soportar arriba de 75 kg, caminando a una velocidad superior a

1.3m/s, e imitando al operador a través de numerosas maniobras sin ningún movimiento programado [I.46].

Figura I.13.- Exoesqueleto BLEEX [I.46]

El ReWalk (Figura I.14) desarrollado en Israel por la Universidad de Haifa y la empresa

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completamente eléctrico, funciona en base a trayectorias seleccionables que están pregrabadas en la unidad de control y siguiendo un patrón de la marcha copiado del miembro sano del paciente, permitiendo así caminar a gente parapléjica auxiliados por el uso de muletas [I.5].

Figura I.14.- Exoesqueleto ReWalk [I.5]

HAL desarrollado en la Universidad de Tsukuba por Sankai y la empresa Cyberdine para personas con debilidad muscular o para amplificación de fuerzas en trabajo de carga [I.1]. Tiene dos objetivos, aumentar la fuerza y para propósitos de rehabilitación (Figura I.15). Actuado eléctricamente, este control está basado en señales Electromiográficas (EMG) que son procesadas por el exoesqueleto copiando el movimiento de las piernas con una ganancia de asistencia deseada, de este modo amplificando las fuerzas [I.46].

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El Walking-Assist de Honda [I.47] es parecido a una silla ergonómica equipada con piernas robotizadas (Figura I.16). Ayuda a soportar el peso del cuerpo para reducir la carga en las piernas del usuario mientras camina, subiendo y bajando escaleras y en posiciones en cuclillas. Utiliza actuadores eléctricos y relés de control, parece una herramienta robotizada con piernas. Este ayuda a soportar el peso del cuerpo para reducir la carga en las piernas del usuario mientras camina, subiendo y bajando escaleras, y en posiciones semiagachado. Utiliza actuadores eléctricos y relés de control en los pies para las señales de presión. La asistencia es solamente en dirección ascendente, y los usuarios deben mover sus piernas hacia enfrente para hacer que el dispositivo camine. El dispositivo debe ser simple pero a su vez debe ofrecer la asistencia suficiente para reducir la fatiga muscular en el usuario en sus tareas diarias.

Figura I.16.- Dispositivo de asistencia al caminar Walking-Assist de Honda [I.7]

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Conor James Walsh en su tesis Biomimetic design of an underactuated leg exoskeleton

for load-carrying augmentation [I.49] propone un sistema para aumentar la capacidad

de la fuerza humana y en su trabajo titulado Development of a light weight,

underactuated exoskeleton for load-carrying augmentation [I.50]. El realiza un diseño

en el cual el exoesqueleto trabaja en paralelo con los movimientos del cuerpo, para hacerlo más liviano y, además, para que soporte el peso de una carga adicional. Los componentes del exoesqueleto, en el plano sagital, consisten en un actuador en la cadera, cuya fuerza es controlable, un mecanismo de amortiguamiento variable en la rodilla y un mecanismo de resorte pasivo en el tobillo (Figura I.16). Se habla de la posibilidad de explotar de gran manera la dinámica pasiva de la marcha, pues la mayoría de los desarrollos se han enfocado en exoesqueletos totalmente actuados, lo cual añade mucho peso y demanda el uso de mucha energía [I.48].

Figura I.17.- Ensamble de extensión de resorte montado en un exoesqueleto [I.48]

En el documento A leg exoskeleton utilizing a magnetorheological actuator, se propone un exosqueleto para la pierna, que usa actuadores magnetoreológicos (MR) para proveer torque asistido controlable que permita el uso eficiente de energía. Los estados de la articulación de la rodilla, se determinan por medio de la medición del ángulo de la rodilla y la fuerza de reacción de ésta con el suelo, cuando se requiere un troque pasivo ajustable, el sistema MR actúa como un freno, consumiendo muy poca energía, y, cuando se requiere un torque activo, el sistema trabaja como un embrague, que transfiere el torque generado por el motor a la pierna del usuario [I.51].

Protector para el émbolo Resorte de sujeción

Plato Derlin y anillo de retención

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Figura I.18.- Configuración de un exoesqueleto de pierna con un actuador MR [I.51]

Muy pocos desarrollos se enfocan en la optimización del correr humano. Sin embargo,

Dollar y Herr [I.52] describen el diseño y las primeras pruebas de un exoesqueleto de

rodilla energéticamente autónomo para facilitar el correr. Consiste de un mecanismo motorizado, que está sujeto a la pierna por medio de moldes y abrazaderas. Este mecanismo motorizado, agrega o quita un muelle está en paralelo a la rodilla y almacena energía, que será liberada una vez que la persona entre en la fase de balanceo mientras está corriendo. Con el fin de reducir el costo metabólico asociado a una persona que está corriendo (Figura I.19).

Figura I.19.- Prototipo de exoesqueleto comenzando a trabajar con un usuario [I.52] Abrazadera superior

Sensor de fuerza Galgas extensométricas Abrazadera inferior

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Exoesqueleto Sarcos (Figura I.20), es un modelo de segunda generación con

considerables mejoras con respecto a su antecesor. Su inventor Stephen C. Jacobsen

dice que mientras se use el exoesqueleto, se puede caminar y correr, e incluso, si el usuario tropezara. El sistema rápidamente reajustaría las extremidades para mantener la carga del traje. El exoesqueleto se apoya en una red dinámica de sensores, los cuales están en contacto con el cuerpo del usuario en ciertos puntos, tales como la planta del pie. Estos sensores especiales, desarrollados por arcos, alimentan el control computarizado, el cual a su vez, proporciona las órdenes pertinentes a las extremidades robóticas del sistema, para moverse en harmonía con los brazos y piernas del usuario, sin obstaculizar el movimiento de estos en ningún instante. Jacobsen dice que el uso de exoesqueleto no requiere entrenamiento alguno. Un gran reto en el exoesqueleto han sido los componentes que se requieren para su fabricación, es por eso que la compañía, ha diseñado y fabricado cada uno de los componentes que han sido necesitados, como por ejemplo la fuente de poder, la cual es una de las muchas piezas que se han diseñado [I.53].

Figura I.20.- Exoesqueleto Sarcos [54]

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principalmente de materiales suaves, haciendo que el dispositivo tenga un peso ligero, portátil y cómodo. El sistema está construido para permitir un estado de inactividad y se activa con la asistencia del músculo necesario (Figura I.21).

El exoesqueleto neumático blando es ajustado al usuario mediante correas las cuales posicionan el músculo neumático en los principales grupos musculares de la pierna. Los músculos neumáticos actúan de forma sincronizada con el movimiento del usuario, proporcionándole apoyo y potencia al cuerpo. El sistema es alimentado por un tanque de aire similar al de un equipo de buceo llamado pony, el cual trabaja gracias a los movimientos del usuario a través de la flexión y los sensores de fuerza usados en el cuerpo. Un sensor de fuerza bajo el pie activa el músculo de aire alrededor de la pantorrilla y un sensor de flexión detrás de la rodilla activa el músculo de aire alrededor de los músculos cuádriceps [I.53].

Figura I.21.- Exoesqueleto Neumático Blando [I.7]

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Robotics, los investigadores informan que un prototipo de éxito puede tomar el 80%

de una carga de 80 libras llevada en la espalda de una persona, pero hay un detalle: El modelo actual dificulta el ritmo de la marcha natural de la persona que lo lleva. Dice

Conor Walsh dice que definitivamente se puede decir que afecta el modo de andar, pero se siente tomando el peso de encima y definitivamente se siente menos estrés en la parte superior del cuerpo. El equipo de investigación fue dirigido por Hugh Herr, investigador principal del Grupo de Biomecatrónica y profesor asociado en el

Laboratorio de Medios del MIT [I.53].

Figura I.22.- Prototipo de exoesqueleto del MIT [I.2]

I.6.- Plataformas para sistemas exoesqueléticos

El Lokomat es una plataforma estática de terapia para pacientes con lesión medular que propone un