Elemente de anatomie și biomecanica mersului uman [308482]
Elemente de anatomie și biomecanica mersului uman
Ființa umană se deplasează și acționează asupra mediului cu ajutorul unui „aparat de mișcare”. [anonimizat] – oasele – [anonimizat] a aparatului de mișcare. [anonimizat], astfel încât întregul aparat este subordonat direct sistemului nervos. Scheletul osos este format din peste 200 [anonimizat]. [MP1998]
Sistemul osos
Sistemul osos reprezintă totalitatea oaselor existente în corpul uman. Acesta servește ca suport pentru pentru întregul corp uman fiind sistemul prin care se transmite toata greutatea. Împreună cu unele grupe musculare formează pârghii de acționare prin care se realizează mișcăriile corpului uman,. [VP2003]
[anonimizat]. [anonimizat], [anonimizat]. O caracteristică împortantă este dată de funcția pe care o [anonimizat]: biologice și mecanice. [MS2007]
Funcțiile mecanice:
– [anonimizat];
-[anonimizat];
-[anonimizat];
-de protecție prin formarea canalelor osoase, a [anonimizat] (, [anonimizat]); de asemenea protejează și măduva osoasă ce se află în interiorul lor.
Partea posterioară a corpului uman este destinată staticii și locomoției și este formată din centura pelviană și scheletul membrului inferior liber.
[anonimizat], constituind, [anonimizat].
Scheletul membrului inferior este format din trei segmente și este prezentat în figura 1:
– scheletul coapsei alcătuit din osul femur; la nivelul articulației genunchiului se adaugă rotula situată anterior;
– scheletul gambei este alcătuit două oase lungi și anume tibia și fibula;
– scheletul piciorului constituit din 26 de oase dispuse în trei grupe: tarsul (7 oase), metatarsul (5 oase) și oasele degetelor (14 falange). [MS2007]
Femurul (femur) fig. 2 este un os tubular lung constituit din corp și două epifize. [anonimizat] 48 cm. Pe epifiza proximală e [anonimizat]-diafizar care măsoară aproximativ 125 – 130ș. [anonimizat], [anonimizat]. [MS2007]
Rotula (patella) [anonimizat]. [anonimizat] a femurului. [MS2007], [VP2003]
Fig. 1 [anonimizat]ǎ a scheletului uman [WJAN]
Fig. 2 Vedere frontală și posterioară a femurului membrului inferior drept [SIN78]
Oasele gambei
Sunt reprezentate de două oase tubulare lungi: tibia, situată medial, și fibula, situată lateral, îmbinate prin epifizele lor și despătțite la nivelul diafizelor printr-un zonă interosos. [MS2007], [VP2003]
Tibia (fig.3) este un os lung vertical. Tibia are ăn componență două epifizec și un corp. Forma acestuia este prismatic triunghiulară și prezintă trei margini și trei margini. [MS2007], [VP2003]. În figura 4 este prezentata vedere superioarǎ a capǎtului proximal al tibiei piciorului drept. Epifiza superioară sau proximală este o masă voluminoasă, alungită în sens transveral, fiind constituită din doi condili: condilul medial și condilul lateral. Fiecare condil prezintă o față superioară articulară, separate prin eminența intercondilară. Inferior de condilul lateral se află fața articulară fibulară pentru articulare cu capul fibulei. Tibia este mai voluminoasă decât fibula deoarece greutatea corpului se transmite la oasele tarsiene numai prin tibie. Ele sunt unite prin extremitățile lor proximale și distale, fiind separate prin spațiul interosos al gambei. [MS2007], [VP2003]
Fibula sau peroneul, este un os tubular torsionat pe axul său. Prezintă două epifize și un corp. Corpul este prismatic triunghiular și este acoperit în întregime de mușchi. Prezintă trei fețe și trei margini: fața laterală (Facies lateralis); fața medială (Facies medialis); fața posterioară (Facies posterior). Prezintă o creastă longitudinală numită creasta medială (Crista medialis). Cele trei margini sunt: anterioară; posterioară; medială. [MS2007], [VP2003]
Fig. 3 Vedere frontalǎ și lateralǎ a tibiei [SIN78]
Fig. 4 Vedere superioarǎ a capǎtului proximal al tibiei piciorului drept [SIN78]
În figura 5 este prezentat sistemul osos al piciorului din care cele mai reprezentative oase sunt tarsul și calcaneu.
Tarsul
Este un osos masiv care ocupă jumătatea posterioară a piciorului. Se află în vârful masivului tarsian, între oasele gambei, calcaneu și navicular. El este compus dintr-un corp, un cap și un col ce îmbină primele două porțiuni. Deoarece colul nu prezintă continuarea direcției corpului, fiind înclinat infero-medial, între aceste două porțiuni se formează două unghiuri: unghiul de înclinație și unghiul de declinație. Unghiul de înclinație se deschide inferior și formând un unghi mediu de 115ș, iar unghiul de declinație se deschide medial și are în medie 158°. În funcșie de deformațiile piciorului cele două unghiuri se pot modifica. Cu cât unghiul este mai plat unghiul de înclinație este mai deschis și invers, cu cât unghiul este mai ascuțit cu atât piciorul este mai boltit. [MS2007], [VP2003]
Calcaneul
Reprezintă cel mai voluminos os al tarsului. Forma este una prismatică, alungit antero-posterior și turtit transversal. Pe partea superioară a calcaneului distingem trei fețe articulare – anterioară, medie și posterioară – ce corespund fețelor calcaniene dinspre fața inferioară a talusului. [MS2007], [VP2003]
Fig. 5 Oasele piciorului, vedere superioara [SIN78]
Mușchii scheletici (Musculi skeleti) prezentați în figura 6 sunt componenta activă a aparatului locomotor, spre deosebire de oase și articulații care reprezintă componenta pasivă. Aceștia sunt formați din fibre musculare striate. Toate mișcările ce au loc între diferite segmente ale corpului se efectuează datorită activității mușchilor scheletici și a proprietății fundamentale- contractilitatea. Fixarea mușchilor pe oase se realizează cu ajutorul tendoanelor.
Activitatea mușchilor depinde de trei proprietăți esențiale ale țesutului muscular: excitabilitatea, contractilitatea și elasticitatea.
Excitabilitatea este capacitatea mușchiului de a reacționa la anumiți stimuli.
Contractilitatea este capacitatea mușchiului de a-și schimba forma sub acțiunea excitației și de a exercita o tracțiune la extremitățile sale. În felul acesta se realizează deplasarea segmentelor corpului sau fixarea lor într-o anumită poziție.
Elasticitatea este proprietatea mușchiului de a reveni la forma inițială după încetarea contracției [MS2007], [VP2003]
Mușchii membrului inferior se împart în patru grupe: mușchii bazinului, mușchii coapsei, mușchii gambei și mușchii piciorului.
Mușchii bazinului. Acești mușchi au originea pe oasele bazinului, vertebrele lombare și sacrale și, fiind așezați în jurul articulației coxofemurale, se inseră pe regiunea superioară a femurului. Sunt mușchi scurți, voluminoși și puternici.
Mușchii coapsei. Sunt grupați în jurul femurului astfel încât acesta este învelit în masă musculară, aceștia sunt repartizați în trei grupe: anteriori (flexori ai coapsei și extensori ai gambei); medial (adductori); posterior (extensori ai coapsei și flexori ai gambei).
Mușchii gambei sunt grupați asimetric în jurul celor trei oase, în așa fel încât fața medială și marginea anterioară a tibiei și cele două maleole rămân neacoperite de musculatură. Aceștia se împart în:, mușchiul tibial ventral (anterior), mușchiul extensor propriu al halucelui, mușchii labei piciorului, mușchii regiunii laterale a gambei, mușchii regiunii ventrale ai gambei ,mușchiul fibular lung și scurt, mușchii regiunii dorsale a gambei, mușchiul triceps sural, mușchiul plantar subțire, mușchiul flexor lung comun al degetelor, mușchiul extensor comun al degetelor, mușchiul fibular ventral, mușchiul tibial posterior, mușchiul flexor lung al halcelului, mușchiul popliteu. [MS2007], [VP2003]
Fig. 6 Vedere frontalǎ și posterioarǎ a sistemului muscular al membrului inferior [SIN78]
Articulațiile membrelor inferioare
Articulațiile sunt organe ale locomoției, deplasării corpului în spațiu, contribuie la menținerea poziției corpului și iau parte la deplasarea unor segmente ale corpului în raport cu alte segmente. [MS2007]. Structura lor este una masivă, prezentând suprafețe articulare întinse, generatoare de presiuni sub pragul de uzură a țesutului cartilaginos hialin. Acestea sunt prevăzute cu o bogată inervație proprioceptivă care permite un control riguros asupra posturii și deplasării realizate prin intermediul membrelor inferioare. [MS2007], [VP2003], [MP1998]
Articulația șoldului numită și articulația coxofemurală (fig.7)
Este o articulație de formă sferoidală cu trei axe de mișcare, cu o mare importanță mîșcare și locomoție. Această articulație este formată din acetabulul coxalului și capul femural. Fețele articulare sunt reprezentate de capul femurului și fața semilunară a acetabulului, [MS2007], [VP2003], [MP1998]
Acetabulul prezintă forma unei sfere, având un diametru de 60 mm, fiind poziționat pe partea laterală a osului coxal.
Capul femurului reprezintă 2/3 dintr-o sferă ce are diametrul între 42-56 mm, fiind mai mic la femei. Colul femural este reprezentat print-un segment osos cilindric de 50 mm plat anteroposterior, care unește capul de diafiza femurală. Acesta oferă posibilitatea poziționării centrului capului femural ăn raport cu axul diafizei femurale și vârful marelui trohanter, dândui extremității superioare a femurului un aspectul de crosă răsturnată.
Capsula articulară se inseră pe circumferința acetabulului, iar pe femur depășește capul și se fixează pe col. Capsula este formată din două feluri de fibre: fibre longitudinale superficiale întinse de la osul coxal la femur, net distincte pe fața anterioară a capsulei, și fibre circulare profunde care prezintă o condensare spre partea mijlocie a capsulei, formând zona orbiculară (zona orbicularis) sau ligamentul inelar. În componența acestei formațiuni continuă fasciculele din ligamentele iliofemural, pubofemural și ischiofemural. [MS2007], [VP2003], [MP1998]
Fig. 7 Articulațiile șoldului [WLDO]
Articulația genunchiului
Articulația genunchiului prezentată în figura 8, este cea mai complicată articulație din corpul omenesc. La realizarea ei participă trei oase: femurul, patela și tibia. Are o structură biarticulară: articulația tibiofemurală și patelofemurală. Este supusă la forțe mari care apar atât în timpul transmiterii greutății corpului uman din statică, cât și în timpul acțiunii cuplurilor de forță necesare locomotiei. [MP1998]
Suprafețele articulare se regasesc la nivelul epifizei distale a femurului, pe partea posterioară a patelei și la nivelul epifizei proximale a tibiei. Epifiza distală a femurului sigură la formarea articulației prin suprafața patelară și prin cei doi condili. Epifiza proximală prezintă partea superioară articulară cu cele două fose articulare separate între ele prin eminența intercondilară. Conexiunea dintre fețele articulare ale femurului și tibiei este completată de două meniscuri: medial și lateral, care în mișcări sunt solidare cu condilii tibiei și alunecă pe fețele articulare ale condililor tibiali. [MS2007]
Meniscurile au rolul unui amortizor de șocuri între extremitățile osoase, asigură lubrifierea suprafețelor articulare, și asigurând repartizarea uniformă a sinoviei pe suprafața cartilajelor, reducând esențial frecarea dintre fețele articulare. Meniscul prezintă totodată punctul slab al genunchiului, astfel 90% din intervențiile chirurgicale ale genunchiului se efectuează din cauza accidentării meniscurilor [MS2007], [VP2003].
Ligamentele încrucișate se regăsesc posterior, în fosa intercondiliană și sunt în număr de două. Ligamentul cruciat anterior care începe de la fața medială a condilului lateral al femurului și se inseră pe aria intercondilară anterioară a tibiei.
Ligamentul cruciat posterior, descinde de pe partea laterală a condilului medial și se conținuă pe aria intercondilară posterioară a tibiei. Aceste două ligamente, încrucișându-se sub forma literei “X”, asigură unirea trainică dintre femur și tibie. [MS2007], [VP2003], [MP1998]
Cartilajele sunt țesuturi cartilaginose care conțin doar material organic, cu o flexibilitate mai mare decât structura osoasă. Acestea prezintă o rezistență crescută la presiune, dar cu o flexibilitate limitată. Cartilajele acționează ca un tampon împotriva șocurilor, asigurând o suprafață moale pentru mișcarea oaselor articulației. [MS2007], [VP2003]
Fig.7 Articulația genunchiului [WLDO]
Articulația talocrurală, numită și articulația gleznei (fig.8), unește cele două oase ale gambei cu talusul și constituie o articulație trohleară tipică. Este o articulație formată de fețele articulare ale epifizelor distale ale tibiei și fibulei cu fețele articulare ale astragalului. Aceasta reprezintă veriga inferioară a lanțului triplei extensii. Asigură orizontalitatea piciorului formând o platformă stabilă, capabilă de transmiterea greutății corpului spre sol. Are un rol important în executarea mersului prin ridicarea căcâiului și împingerea centrului de greutate al corpului înainte în flexia plantară. [MS2007], [VP2003], [MP1998].
Fig. 8 Articulațiile piciorului, margine externă [WLDO]
Elemente de biomecanica mersului uman
Locomoția corpului uman reprezintă orice formă de mers, alergat, saritură, cățărare și este realizată cu ajutorul sistemului osos, articular și a mușchilor. În timpul acestui proces de locomoție sunt antrenate forțe de inerție, gravitaționale, musculare, reacțiuni.
Cel mai simplu mod de locomoție este mersul, care constă în mișcarea succesiv alternativă a membrelor inferioare, acestea având pe rând rol de suport și de propulsie. Caracteristica principală a mersului este sprijinul corpului permanent cu suprafața solului, fie cu un picior sau cu ambele. Deplasarea succesivă a unui membru față de celălalt reprezintă un ciclu, fiindu-i corespunzătoare perioada de timp dintre cele două contacte cu solul ale calcâiului. În timpul unui ciclu de mers, există două perioade de sprijin unice (fiecare de aproximativ 40% din ciclul de mers) și două perioade scurte de sprijin dublu atunci când centrul de greutate al corpului se află în poziția cea mai joasă.
În unele lucrari de specialitate autorii împart ciclul de mers într-un numar de 8 faze (Fig 23): contactul inițial, răspuns la încărcare, fază de sprijin mijlociu, faza dte sprijin terminală, pendularea, pendularea inițială, pendularea mijlocie, pendularea terminală, [JP 2010] în schimb în alte lucrări autorii împart mersul în doar 7 sau 6 faze. [LAL2015]
Fig. 23 Ciclul de mers cu 8 faze [JP 2010]
Fig. 24 Ciclul de mers cu 7 faze [LAL2015]
Fig. 25 Analiza detaliată a puterii mecanice în timpul diferitelor
faze ale mersului, ciclu de mers cu 6 faze [DAW1978]
În timpul mersului în segmentele membrului inferior apare un flux de energie, analiza detaliată a acestuia privind generarea, absorbția și transferul de energie mecanică este prezentată în fig. 25. Puterea este reprezentată printr-o săgeată aferentă fiecărei articulatii, iar puterea musculară este reprezentată prin săgeți în jurul fiecărei articulați orientate comform curgerii energiei. [DAW1978]
Fazele mersului.
Faza de început a unui ciclu de mers este contactul inițial reprezentat printr-o perioadă scurtă, având ca punct de început momentul în care piciorul atinge solul, fiind și prima fază a sprijinului dublu. În timpul acestei faze are loc o extintere completă a genunchiului, șoldul executând o flexie de aproximativ 30° iar glezna deplasânduse intr-o flexie planetară. [SS2015] [DAW2009], [MP1998]
Fig. 28 Contactul inițial Fig. 29 Răspuns la încărcare [MP1998]
Faza de răspuns la încărcare este definită prin căpătarea unei mers uniform în condițiile de reducere a vitezei și coborâre a centrului de greutate. Forța de reducere a vitezei este echivalentul a 20-30% din greutatea corporală, energia ei cinetică fiind convertită în energie potențială. În această fază organismul începe preluarea și amortizarea reacțiunilor aparute la contactul cu solul, prin repoziționarea articulațiilor membrului inferior. Începe mișcarea de extensie a soldului, genunchiul efectuând o flexie între 15ș și 20°, iar glezna executând o flexie planetară de până la 10ș – 15°. [SS2015], [MP1998]
In această fază de sprijin mijlociu corpul este sustinut doar de un membru inferior, datorită stabilității articulațiilor șoldului și genunchiului. Mișcarea are ca început aducerea șoldului în flexie maximă urmată de extindere. La nivelul genunchiului momentul de varus este echilibrat de hobana tractului iliotibial. [SS2015], [MP1998]
Fig. 30 Fază de sprijin mijlociu Fig. 31 Fază de sprijin terminala [MP1998]
Faza de sprijin terminală are ca scop definirea pasului și de procurare a accelerațiilor. Are ca punct de început ridicarea calcâiului din contactul cu solul urmat de o pendulare a celuilant membru inferior până în momentul de contact al calcâiul cu suprafața solului. Obținerea accelerației are loc prin căderea înainte a centrului de greutate al corpului prin contracția concentrică a tricepsului. In această fază genunchiul executa o extensie cu 10ș, urmata de o aducere în flexie, genuchiul devine flectat la 1-5°, iar la nivelul gleznei de produce o supinație. [SS2015], [MP1998]
Pendularea începe la contactul călcâiuluil cu suprafața solul și continuând pâna la ridicarea degetelor celuilant membru inferior de pe sol. Această reprezintă o perioadă de dublu sprijin datorită contactului cu solul cu ambele membre inferioare. În faza de pendulare genunchiul este flexat 35-40 ° și flexie plantara a gleznei crește la 20 °. [SS2015], [MP1998]
Pendularea inițiala debutează cu ridicarea degetelor membrului inferior de pe suprafața solului. Area ca scop variația cadenței de mers și obținerea spațiului pentru membrul inferior ridicat de pe sol. În timpul fazei la nivelul articulației șoldului se produce o extindere, genunchiul se pliază până la un unghi de 40-60°, iar glezna pornește dintr-o poziție de flexie planetară până la o pozițe neutră. [SS2015], [MP1998]
Pendularea mijlocie are ca scop menținerea unui spațiu suficient între picior și suprafața solului. In acestă fază membrul inferior se comportă precum un pendul, orice accelerație produsă în faza de pendulare inițială trebuie compensată printr-o scădere a accelerației în faza terminală. La sfârșitul fazei flexia șoldului prezintă o medie de 35ș, în articulația genunchiului se produce o reducere a flexiei până la 30°, iar glezna ocupă o poziție neutră. [SS2015], [MP1998]
Faza de final a ciclului de mers este pendularea terminala, scopul aceteia fiind acela de obținere a unei reduceri corecte a accelerației gambei, și de poziționare corecte a piciorului urmând contactul cu solul. [SS2015], [MP1998]
Fig. 32 Pendularea [MP1998]
Alergarea reprezintă o mișcare ciclică, în care deplasarea copului este realizată prin mișcarea alternativă a membrelor inferioare, alergătorul având un contact periodic cu solul. Reprezintă o succesiune a ciclurilor de alergare, constituind o mișcare complexă, simetrică, automatizată care este determinată de forțele interne ale corpului în interacțiune cu forța gravitațională, cu reacțiunea suprafeței de contact, cu rezistenta mediului înconjurător.
Alergarea se imparte în două faze: faza de sprijin și faza de pendulare.
Faza de sprijin are ca primă subfaza absorbția care reprezintă contactul inițial, care se poate face cu calcâiul, întreaga talpă sau doar cu degetele. Prin contracția musculaturii periarticulare în această subfază genunchiul și glezna membrului de sprijin realizează o mișcare de flexie, care absoarbe șocul de contact. În timpul propulsiei articulațiile membrului de sprijin execut mișcarea de extindere, centrul de greutate fiind împins în față.
Ca și faza de sprijin cea de pendulare este împarțită în două subfaze, pendularea inițială și pendularea terminală. Odată cu ridicarea degetelor și executarea primei plutiri duble incepe pendularea inițială, iar la sfârșitul celei de-a doua plutiri se termină subfaza terminală.
Alergarea poate fi dăunătoare în momentul în care piciorul ia contact cu solul. Acest contact poate fi realizat în 3 moduri: primul contact cu solul este realizat de către călcâi, contactul cu solul este realizat prin intermediul parți din față a piciorului iar ceal de-al treilea mod de contact se realizează cu toată talpă. Chiar și pe suprafețe dure, alergătorii desculți la care primul contact cu solul este realizat prin intermediul călcâiului generează forțe de coloziune mai mari decât cei al căror contact este realizat prin partea frontală a tălpii. Acest diferență se datorează în primul rând flexiei planetare a glexnei care preia din forța de reacțiune a solului. In fig. 33 este prezentat un ciclu de alergare când contactul cu solul se face desculț prin călcâi (fig. a), când contactul cu solul se face desculț prin partea frontală (fig. c), si când contactul cu solul se face purtând încălțăminte sport prin călcâi (fig. b). Se poate observa ca purtarea pantofilor sport reduc rata tranzitorie de încărcare. [DEL2010]
În cazul alergării folosind o bandă de alergat A. D. Winter a observat că viteza medie a centrului de masă este zero, și a emis ipoteza că alergătorii la contactul călcâiului cu banda de alergat primesc și transmit energie centurii în faza de propulsie. [ADW1978]
Fig. 33 Forțele de reacțiune ale solului vertical și cinematica piciorului [DEL2010]
Biomecanica membrului inferior
Principalele mișcări realizate în articulațiile membrului inferior sunt cele de flexie-extensie, abducție adducție și rotație a articulației soldului, flexia-extensia, rotația și înclinarea radială și medială, și mișcările de flexie-extensie la articulația genunchiului, și abducție adducție, supinație-pronanție (eversie-inversie) de la nivelul articulației gleznei.
Biomecanica soldului
Articulația șoldului reprezintă veriga superioară a lanțului triplei extensii, având un rol important în postura corpului uman. La nivelul articulației se produc următoarele mișcări: mișcarea deflexiune-extensie, abducție-adducție, rotație și circumducțiune. Datorită lungimii femurului și a unghiului de înclinație, mișcările de flexiune-extensie și mișcăriile de abducție-adducție sunt asociate cu mișcări de rotație. [VP2003], [MP1998]
Flexia și extensia se realizează față de un axă transversală ce traversează vârful trohanterului mare. Prin executarea mișcării de flexie, coapsa se ajunge aproape de partea anterior al abdomenului, prin extensie ea se îndepărtează. Flexia este produsă de mușchii situați anterior pe ax, iar cei situați posterior realizează extensia. In flexie are loc relaxarea parți anterioare a capsulei și a ligamentul iliofemural. Amplitudinea mișcărilor de flexie-extensie este determinată de poziția în care genunchiul se află: astfel, atunci când genunchiul este întins, 90° va fi unghiul maxim al flexiei coapsei . În cazul genunchiului flectat, flexia coapsei atinge 130°. Este posibilă si executarea unei extensii de tip hiperextensie, ca în mișcările de patinaj sau balet. [VP2003]
Mișcarea de abducție – adducție. Se execută în jurul unui axe sagitale care traversează centrul capului femural. Prin abducția coapsa se depărtează de linia mediană. Mușchii situați median pe ax realizează adducția, iar cei situați lateral realizează abducția membrului inferior.. Prin mișcarea de adducție coapsa este adusă medial. Mișcarea se oprește la alinierea celor două coapse. Dacă coapsa este puțin flectată, membrul situat anterior (flectat) trece dincolo de axa mediană și chiar depășește membrul opus. În extensie coapsele pot realiza o abducție de până la 40°; abducția celor două coapse poate atinge 80°. În cazul în care coapsele sunt foarte flectate se poate ajunge la 140°. [VP2003], [MP1998]
Mișcarea de rotație. Această se realizează în jurul unei axe verticale care traversează capul femural. Mișcarea de rotație înspre înăuntru fară are o amplitudine maximă de 15°, în schimp cea a rotației înspre înăuntru de 35°. În cazurile poziție de flexiune și abducție în care se află coapsa (cu ligamentele relaxate), maximul amplitudini rotației ajunge la valoarea de 100°. Rotația înspre afară (supinația femurală) se limitează de fasciculul iliopretrohanterian, iar rotația înspre înăuntru (pronația femurală) se limitează de ligamentul ischiofemural.
Prin circumducție este definită mișcarea rezultată din combinarea tuturor mișcărilor permise de articulație. Pentru realizarea mișcării este utilizat întregul grup de mușchi al șoldului. Executarea circumducției presupune învârtirea capului femural în acetabul. În acest caz epifiza inferioară a femurului realizează un cerc, iar diafîza acesteia, un con.
În cazul urcării scărilor unghiul flexiei prezinta o medie de 67° iar în cazul coborârii scărilor unghiul este de numai 36ș. Pentru ridicarea unui obiect aflat la nivelul podelei media unghiului flexiei este de 120°. In cazul valorilor mișcărilor cotidiene au rezultat valori medii de 120ș pentru flexie și 20° pentru abducție și rotație. [VP2003], [MP1998]
Fig. 16 Mișcǎrile articulației șoldului: flexie-extensie, abducție-adducție, rotație internă-rotație externă [WCLG]
Articulația genunchiului permite transmiterea greutății corpului unan atât în mișcare cât și în statică. Este o articulație cu un singur ax, cele două mișcări principale care pot fi execuate sunt flexia și extensia. Mișcările secundare care pot fi produse în articulația genunchiului sunt cele de rotație medială și laterală. Deși foarte reduse ca amplitudine, în această articulație se mai pot produce și mișcări de înclinare marginală, medială și laterală.
Mișcarea de flexie este acea mișcare prin care gamba se apropie de partea posterioară a coapsei. Aceasta se execută în jurul unui axe transversale. Mișcarea de flexie este produsă de o serie de mușchi, principali mușchi sunt: semimembranosul, bicepsul femural și semitendinosul. Unghiul maxim care poate fi realizat de flexia genunchiului este de 130 ș. Incepând cu unghiul de 70ș, mișcarea de flexie este combinată cu mișcarea de rotație internă a gambei, aceasta din urmă având un maxim de 20°. Mișcarea de flexie poate fi realizată până la contactul gambei cu coapsa. [VP2003], [MP1998]
Mișcarea de extensie este opusul flexiei, se produce prin depărtarea feței posterioare a gambei de coapsă. Este executată în jurul aceluiași ax ca flexia. Acestei mișcări îi este asociată o mișcare de rotație externă. Ca mușchi principali în cazul mișcării de extensie este mușchiul cvadriceps, ajutat de tensorul fasciei lata. În limitarea mișcării de extensiei intervin ligamentele posterioare și ligamentul încrucișat anterior. Mișcarea de extensie poate ajunge la un unghi maxim de 180ș. [VP2003], [MP1998]
Fig. 18 Unghiul maxim realizat în timpul mișcarii de flexie-extensie [SKMO]
Prin mișcarea de rotație se ințelege răsucirea gambei pe coapsă sau a coapsei pe gambă. Este realizată în jurul unuei axe verticale ce trece prin centrul eminenței intercondiliene tibiale. Este asociată mișcărilor de flexie-extensie. Sensul rotației poate fi înăuntru sau în afară. În cazul rotației înăuntru, vârful piciorului se apropie de linia mediană (adducție) iar în rotația în afară, el se deplasează lateral (abducție). [VP2003], [MP1998]
Înclinarea laterală și medială. Aceasta reprezintă o mișcare pasivă. Este executată prin aducerea gambei în semiflexie și imprimândui acesteaia mișcări oscilatorii pendulare, atât în sens medial lateral cât și în sens lateral. [VP2003], [MP1998]
Alta figura, cu scrisul romanesc si mai clara (cum este, de exemplu, Fig.16). Eu nu inteleg nimic din figura 19. Trebuie stearsa.
Fig. 19 Mișcarea de rotație a articulației genunchiului [WCLG]
Kinetica genunchiului analizează forțele care acționeză asupra articulației genunchiului atât în stare dinamică cât și în stare statică. Fiind articulația compusă din cele mai lungi oase, aceasta este caracterizată prin frângerea axului anatomic al membrului inferior la nivelul interliniei articulare. Axa diafizei femurale și a diafizei tibiale alcătuiesc un unghi lateral de 173ș. Articulațiile principale ale membrului inferior au centrele de rotație plasate în plan frontal pe axul mecanic al membrului inferior. Acesta este suprapus și coincide cu axul anatomic numai la nivelul gambei. Axul anatomic la nivelul coapsei prezintă o decalare laterală cu 7°, fată de cel mecanic. Distanța interarticulară a șoldurilor este mai mare decât distanța dintre glezne, axul mecanic având o înclinare oblică în jos și median cu 3ș față de verticală. [MP1998]
Biomecanica articulatilor gleznei
Articulația gleznei este caracterizata prin urmatoarele mișcări: flexie-extensie dorsală, abducția, adducția, circumducțiunea, supinația și pronația.
Mișcarea de flexie se produce atunci când partea dorsală a piciorului ajunge aproape de partea anterioară a gambei. Extensia este mișcarea opusă prin care partea dorsală a piciorului se îndepărtează de partea anterioară a gambei.
Adducția este realizată prin aducerea vârfului degetului mare la planul mediosagital al organismului. Abducția este mișcarea înversă adducție prin care vârfului degetului mare se îndepărtează de acest planul medio-sagital.
Circumducțiunea este mișcarea unde vârful degetului mare descrie un cerc; ea rezultă din executarea repetată a mișcărilor de abducție-adducție.
Supinația este mișcarea prin care muchia medială a piciorului se ridicată de pe sol, astfel că partea plantară este direcționată spre planul medio-sagital.
Pronația este mișcarea inversă, prin care muchialaterală se ridică de pe suprafața solului, astfel încât planta este direcționată în afară. [VP2003], [MP1998]
Trebuie sa ne hotaram daca se numesc Pronatie- supinatie sau eversie-inversie??? Pentru ca apar denumiri duble pt aceeasi miscare!!! Eu stiam Eversie-inversie. Putem opri doar una dintre figuri. Nu are sens sa avem doua figuri pt aceeasi descriere.
Fig. 21 Mișcarile produse în articulația gleznei [SKMO]
Fig. 12 Unghiurile maxime realizate în articulația gleznei [WCLG]
Kinetica gleznei.
La nivelul articulației gleznei, în echilibru static, forțele externe și interne se neutralizează reciproc, nu există accelerație liniară sau unghiulară. In timpul mersului forțele de compresiune și de forfecare acționează la nivelul articulației. Principala forță de compresiune aparută în timpul mersului este produsă prin contracția tricepsului sural și transmisă prin tendonul ahilian. Maximul forței de compresiune se produce la sfârșitul fazei de sprijin înaintea ridicării degetelor de la fața solului, iar maximul forței de forfecare este atins după ridicarea călcâiului de pe sol. Forța de reacție articulară crește de3-5 ori greutatea corpului, odată cu creșterea vitezei de deplasare.
Afecțiuni ale genunchiului uman
Mersul pe jos este una din dintre activitatiile de baza ale omului prin care acesta de deplaseaza. Fiind una din activitatiile de baza multi oameni nu dau importanta stilului de mers, dar cand intervine o vatamare sau o durere mersul normal poate fi modificat, ceea ce duce la un mers anormal sau la probleme grave de sanatate a memrelor inferioare.
Osteoartrita genunchiului uman
Osteoartrita articulară, face parte din categoria bolilor cronice majore cel mai des întâlnite la persoane cu vârstă medie sau vârstă înaintată, și afectează un număr mare de persoane. Este însoțită de dureri ale articulației și poate duce la constrângerea mobilității, prin invaliditate pe termen scurt sau lung. Din rapoartele Organizație Mondiale a Sănătății se estimează câteva sute de milioane de pacienți suferă deja de boli de osoas și articulați, inclusiv osteoartrita, prezentând o creștere importante din cauza creșterii numărului de persoane ce depașesc vârsta peste 50 de ani până în nul 2020. O altă estimare arată că, datorită creșterii alarmante a cazurilor osteoartritice, până în anul 2030, în S.U.A., numărul de artroplastii totale ale articulației șoldului va crește cu până la 572 000 (~ 174%), în timp ce artroplastiile ale articulașiei genunchiului vor crește cu până la3,48 milioane de proceduri (~ 673%) între anii 2005 și 2030 [KUR2007]. Se estimează că numărul procedurilor de revizuire pentru șold în SUA se va dubla până în 2026, în timp ce numărul reviziilor pentru genunchi s-a dublat până în anul 2015 [KUR2007]. Situație similară se află și la nivelul Romaniei.
Gonartroza (osteoartrita genunchiului) este formǎ de artritǎ cea mai des întalnitǎ, în special la persoanele cu vârstǎ înaintată. Este denumitǎ, boala degenerativǎ a articulațiilor, ce afecteazǎ cartilagiile, ce reprezintă țesuturile care îmbracă osul la capatul care se fixează în articulație (Fig.2.7). Rolul cartilajului este acela de a contribui la efectuarea mișcarii, dar are și rol de a absorbi șocurile produse ăn timpul mișcǎrii. În cazul gonartrozei, suprafața cartilajului se poate crăpa, fapt care produce durerea, umflare și pierderea mobilitǎții articulațiilor [ANT2008, [DEN1977].
Fig. 2.7. Vedere anterioarǎ – articulație genunchi uman afectat de gonartrozǎ [WMAL]
Gonartroza genunchiului este întâlnitǎ cel mai des în cazul femeilor, în 70% din cazuri pacienții suferă de artroza primarǎ iar în cazul bǎrbați in cele mai multe cazuri pacienții suferă de artroza secundarǎ [TAR2016/1]. Osteoartrita se află pe locul patru dintre principalele cauze ale problemelor de sănătate ale femeilor și cea de-a optaa cauză la bărbați.
• Peste 40% din persoanele peste 70 de ani suferă de osteoartrita genunchiului.
• Aproximativ 80% din persoane care suferă de osteoartrită suferă prezintă mobilitate limitată.
• Aproximativ 25% din persoane suferinde de osteoartrită prezintă un stadiu al bolii în care nu mai pot efectua o importantă parte din activitățiile de zi cu zi.
Gonartrozele considerate primitive – apar ca urmare a reducerii rezistenței cartilajului, cu o predilecție marcată la femei, spre vârsta menopauzei. Sunt frecvent întâlnite asocierile cu obezitatea (între 45-65%) și cu varicele (între 20 și 44% din cazuri).
Gonartroza este mai des întǎlnitǎ la vârstnici însǎ și la persoanele tinere apare în urma unor accidente care afecteazǎ articulațiile. De fapt, mai mult de jumatate din populația în vârstǎ de peste 65 de ani prezintǎ modificǎri de osteoartritǎ pe radiografie la cel puțin o articulație.
Cauzele care pot conduce către gonartroză sunt:
a. Deviația în plan frontal a axelor mecanice ale tibiei și femurului
b. Dezalinierea în plan sagital a axelor genunchiului
c. Greutatea excesivă
d. Activități sportive
e. Cauze biologice
f. Traumatisme
g. Instabilitate cauzata de leziunile ligamentelor genunchiului
h. Leziunile de menisc
Gonartroza afecteazǎ fiecare persoană în mod diferit. Odatǎ cu apariția ei, această afecțiune, prin limitarea activitǎții fizice din cauza durerilor și a mobilitǎții reduse a articulațiilor, cauzeazǎ depresie, anxietate, absentarea de la locul de muncǎ și afectarea vieții de zi cu zi.
Stadiul la zi al cercetăriilor privind sistemele de recuperare medicală
În domeniul medical, cunoașterea caracteristicilor mersului uman, monitorizarea și evaluarea parametrilor spațiali și temporali ai mersului și a schimbărilor acestora oferă informații terapeutice utile pentru diferite boli musculo-scheletice. În același timp, această informație le oferă medicilor și fizicienilor opțiunea de a alege cea mai bună variantă de orteză, potrivită pentru nevoile fiecărui pacient. Folosind senzori de uzură, este permis să se monitorizeze tulburările de mers patologic, precum și îmbunătățirea mersului în timpul perioadei de reabilitare [MDLH2014, DT2016, WT2012, DTIG2018, DTIG2016].
Scopul principal al terapiei de reabilitare este de a minimiza deficitele funcționale ale pacienților cu handicap, această procedură necesitând o mișcare repetitivă efectuată de pacient. Pentru a îmbunătăți mișcările umane, tehnicile moderne de reabilitare utilizează sisteme mecanice pentru a ajuta membrele inferioare în reabilitarea mișcărilor lor: orteze pasive, orteze active și exoskeletoni. O orteză prin definiție strictă este un dispozitiv mecanic specializat care susține sau suplimentează articulațiile sau membrele slăbite sau anormale [MC2002]. În zilele noastre, sistemul ortotic este unul dintre principalele dispozitive utilizate în reabilitarea clinică a mișcărilor articulațiilor umane. În paralel cu o reabilitare chirurgicală bună, folosirea ortezelor și reeducarea funcțională reprezintă elemente importante ale dezvoltării pozitive postoperatorii. Principala diferență între orteza pasivă sau activă este sistemul de acționare. Majoritatea acestor dispozitive pot fi considerate dispozitive pasive. Ele asigură stabilitate, aplică presiune precisă sau ajută la menținerea alinierii articulațiilor [BW2007]. Ortezele sunt echipamente ortopedice fără sisteme de acționare externe, folosite în mod obișnuit pentru a susține, alinia, preveni sau corecta deformările unui segment sau articulație a corpului uman sau pentru a îmbunătăți mișcările articulațiilor corpului. [MCDT2013, DTMC2016]
Necesitatea unui dispozitiv portabil pentru persoanele cu diverse afecțiuni folosite pentru prevenirea, corectarea sau ameliorarea durerii unei zone corporale sau pentru îmbunătățirea și susținerea mișcării corpului a dus la dezvoltarea ortezelor active. Prin introducerea unui sistem de acționare într-o orteză pasivă, pe lângă funcțiile clasice ale unei orteze pasive, aceasta oferă asistență în articulația genunchiului atunci când execută mișcarea de flexie a prelungirii.
Primele studii asupra dezvoltării ortezelor active pe genunchi și glezne active (KAFO) au fost publicate în S.U.A. încă din anii 1930, dar au fost dezvoltate inovații asupra sistemelor ortotice active și a exoskeletonilor după anii 1960. [RSM1967,BJM1971, MV1990] Următoarea perioadă a dus la dezvoltarea continuă a sistemelor ortotice și a exoscheletului în diferite tipuri de configurație mecanică, cu diferite tipuri de actuatoare și cu o gamă largă de senzori. Cel mai important domeniu de aplicare este reabilitarea medicală, dar este, de asemenea, utilizat cu succes pentru a îmbunătăți performanțele fizice și a preveni accidentele.
Principala problemă a ortezelor o reprezintă diferențele antropometrice dintre pacienți. Datorită acestei probleme atât construcția cât și sistemul de acționare al ortezei necesită personalizarea unor componente în funcție de înălțimea sau greutatea pacientului. O altă problemă apare în momentul când orteza împiedică desfăsurarea normală a activităților de zi cu zi, astfel încât mulți cercetători au încercat reducerea gabaritului sau utilizarea unor materiale mai ușoare [YLP2011].
Orteza
Reprezinta dispozitivul atașat extern unei părți a corpului cu scopul de a preveni apariția unei afecțiuni, de a recupera și corecta după o intervenție chirurgicală, sau pentru a imbunătăți mișcarea unei parți a corpului. Pe piață există o gamă largă de tipuri de orteze de la cele din materiale textile utilizate în cazul afecțiunilor ușoare până la cele rigide fabricate din materiale compozite cu acționări electrice sau pneumatice utilizate în recuperarea postoperatorie.
Ortezele se împart în două categorii:
Orteze pasive care se atașează corpului dar nu acționează asupra mișcării.
Orteze active care, atașate corpului, pot ajuta la executarea mișcărilor.
Orteze pasive
. O ortezǎ pasivă este un dispozitiv aplicat pe o parte a organismului uman pentru a corecta sau a îmbunǎtǎți o funcție sau pentru a diminua simptomele unei boli. Acestă orteză este un dispozitiv aplicat extern, care sprijinǎ sau asistǎ sistemul neuro-musculo-scheletic. Acest tip de orteze sunt de diferite forme și sunt realizate din diverse materiale. Unele dintre aceste dispozitive sunt fǎcute la comandǎ pentru un singur utilizator. Altele sunt realizate pentru mai mulți utilizatori, pe mǎrimi (mici, medii sau mari). Toate au ca scop sǎ îmbunǎtǎțeascǎ funcția locomotorie și sǎ minimizeze tensiunile care pot provocă într-un final diformitǎți sau durere.
Tipuri de orteze utilizate pentru articulația genunchiului
Dispozitivele ortotice fixe
Se utilizeazǎ pentru imobilizarea și stabilizarea genunchiului în cazul entorselor de genunchi, luxații de rotulǎ, fractură de rotulǎ fǎrǎ deplasare, sau ca și tratament postoperator. Este confecționatǎ din material plastic termoformabil, cǎptușitǎ cu material multiform. Este prevǎzut cu un sistem de închidere cu scai.
Orteza de genunchi fixǎ (cu articulație reglabilǎ de noapte). Se utilizeazǎ pentru instabilitatea lateralǎ a articulației genunchiului, dupǎ fracturi, procese inflamatorii, entorse și luxați. De asemenea este indicatǎ atât ca tratament ortopedic cât și postoperator. Închiderea se face anterior cu Velcro. Fig 4.56
Figura 4.56 – Orteza fixǎ de genunchi TRIATEX [WENL]
Orteza StabiloGen
Este o ortezǎ utilizată pentru fixarea rotulei confecționată din microfibre. Prezintă un inel de silicon perirotulian și 2 tije de susținere pe fiecare parte. Fibrele țesǎturii sunt orientate în două direcții diferite. Este confortabilǎ, având o cǎptușeală pentru fosa poplitee. Acest tip de orteză este recomandat pentru instabilitate rotulianǎ (tendințǎ spre luxații), hidrartrozǎ, artroze și artrite, stǎri post-operatorii, laxitatea ligamentelor. Figura 4.60
Figura 4.60 – Orteza StabiloGen® [WENL]
Orteza PUSH MED®
Asigură un sprijin de nivel înalt și protectia articulației genunchiului este realizată prin sprijinirea în direcția medio-lateralǎ cu ajutorul unei construcții mecanice,
Acest tip de orteză nu obstrucționeazǎ flexia și extensia genunchiului. Întǎriturile prinse în balamale urmeazǎ punctul natural de rotire al genunchiului. Aplicația de silicon stimuleazǎ articulația genunchiului, ceea ce are rolul de a preveni o traumă iminentǎ. Confecționarea are la bază Sympress™ și este recomandatǎ pentru artrozǎ fǎrǎ hidrartrozǎ, artritǎ reumatoidǎ fǎrǎ sinovitǎ, instabilitate funcționalǎ dupǎ leziuni ligamentare, instabilitate rezidualǎ în urma unor traumatisme ale ligamentelor colaterale, tratament de duratǎ în urma unor intervenții chirurgicale la nivelul ligamentelor Figura 4.65
Figura 4.65 – Orteza PUSH CARE® [WENL]
Dispozitivele ortotice mobile
Se utilizeazǎ pentru instabilitatea lateralǎ a articulației genunchiului în urma unei fracturi, entorse, luxații, fiind indicatǎ atât ca tratament de tip ortopedic cât și postoperator. Sunt confecționate din neopren și două articulații metalice care susțin lateral genunchiul. Prinderea se face pe coapsǎ și pe gamba cu bandǎ tip velcro elasticǎ.
Orteza de genunchi mobilǎ cu închidere anterioarǎ și articulații mobile se utilizeazǎ pentru instabilitatea lateralǎ a genunchiului după fracturi, luxații , entorse, fiind indicatǎ atât ca tratament de tip ortopedic cât și postoperator
Orteza mobilǎ de genunchi Innovator®
Orteza ajutǎ la imobilizare sau controlul mobilitǎții (flexia și extensia) articulației genunchiului în recuperarea post-traumaticǎ sau post-chirurgicalǎ. Figura 4.77
Avantajele ortezei de genunchi Innovator®:
prin apǎsarea dispozitivului de reglare al flexiei și extensiei, se rotește și se elibereazǎ;
articulația ortezei este discretǎ fǎrǎ pǎrți metalice expuse;
atelele se pot dimensiona pentru ajustarea lungimii și nu necesitǎ scule sau alte dispozitive speciale;
Blocare rapidǎ la: 0˚, 10˚, 20˚, 30˚, 45˚, 60˚, 75˚ și 90˚
Figura 4.77 – Orteza mobilǎ de genunchi Innovator [WENL]
Orteza mobilǎ de genunchi Flex® OTS
Orteza Flex® OTS este destinatǎ recuperǎrii funcționale sau postoperatorii a articulației genunchiului. Spre deosebire de alte orteze oferǎ o soluție versatilǎ, atât în ceea ce privește forma cât și funcția. Este modelabilǎ termic și are o structurǎ compozitǎ din fibrǎ de carbon, care permite adaptarea la modificǎrile de formǎ și volum (edem) ale membrului inferior, începând cu perioada postoperatorie și pe parcursul întregii perioade de recuperare.
Articulațiile ortezei (Accutrac™ ROM) oferǎ controlul gradului de flexie și extensie în timp ce pernuțele cu gel din regiunea condilianǎ cresc adaptabilitatea, contenția și confortul pentru genunchiul traumatizat în perioada de recuperare. Figura 4.71
Figura 4.71 – Orteza mobilǎ de genunchi Flex® OTS [WENL]
Orteza mobilǎ de genunchi CTi® OTS
Orteza de genunchi CTi® OTS prin tehnologia încorporatǎ oferǎ cel mai înalt grad de suport și protecție. Orteza este echipatǎ cu articulații Accutrac adaptate la mișcarea naturalǎ a genunchiului, suporturi și închizǎtori flexibile în timp ce cadrul din fibrǎ de carbon compozit asigurǎ o structurǎ rigidǎ, ca un exoschelet, pentru stabilizarea articulației genunchiului. Pernuțele ortezei sunt învelite cu un silicon inert biologic (bio-inert Ossur Sensil® Silicone) care permit ventilația și asigurǎ susținerea ortezei CTi OTS în poziția funcțională optimǎ. Figura 4.69
Figura 4.69 – Orteza mobilǎ de genunchi CTi® OTS [WENL]
Orteza activă
Orteza activă reprezintă dispozitivul portabil ce poate fi atașat pe corp și care poate susține, prelua greutatea și poate impune mișcare zonei corpului unde este atașat. Construcția ortezei active este mult mai complexă, pe lângă structura ortezei aceasta mai are în alcătuire și un sistem de acționare care diferă de la caz la caz.
Aceste dispozitive sunt proiectate pentru a veni în sprijinul persoanelor cu handicap, a persoanelor ce au suferit un atac cerebral sau persoanele ce sufera de leziuni ale unui membru. Pot fi utile în procesul de recuperare și de îmbunătățire a funcțiilor locomotoare.
Prin utilizarea unei orteze active solicitarile asupra membrului ortezat scad, iar consumul de energie al pacientului din timpul mișcării poate fi optimizat, acesta fiind util pacienților în perioada postoperatorie. [TY2009, AMD2008, JMF2011]
Datorită evoluției tehnicii și tehnologiei de fabricație și a dezvoltării de noi materiale, au evoluat construcția și sistemul de acționare al ortezelor. Au inceput sa fie utilizate materiale compozite pentru fabricarea ortezelor datorita rezistenței sporite reducăndu-se astfel greutatea. Pentru acționarea ortezei au fost utilizate materiale inteligente, mușchi pneumatici, actuatori de mici dimeniuni.
Una dintre problemele principale ale ortezelor o reprezintă construcția unică pentru fiecare individ sau pe un grup restrans de indivizi datorită diferențelor antropometrice dintre persoane și traumatismele de care suferă fiecare.
În cadrul sistemelor ortotice active și a sistemelor exoschelet un rol important îl are sistemul de acționare.
Sistemul de acționare
Sistemul de acționare este acea componentă a ortezelor active care asigură puterea necesară pentru efectuarea mișcărilor pentru care a fost proiectat. Raportul dintre cuplul motorului și greutate este caracteristica principală a sistemelor de acționare. În cazul sistemelor acționate pneumatic, se găsește raportul motor / torsiune cel mai avantajos [BH1990, RI1993]. O altă trăsătură este alimentarea cu energie a sistemului. Un avantaj îl constituie sistemele de acționare a căror sursă de alimentare este o baterie, spre deosebire de alte sisteme de acționare în care este necesară alimentarea cu energie pneumatică sau hidraulică. Cele mai utilizate tipuri de sisteme de acționare sunt: sisteme de acționare electrică, sisteme de acționare pneumatice și sisteme de acționare hidraulică.:
sistemele electrice;
sistemele pneumatice;
sistemele hidraulice.
În unele cazuri cercetătorii au încercat și utilizarea unor sisteme de acționare piezoelectrice sau sisteme bazate pe materiale inteligente.
Sistemele de acționare electrice
Utilizarea motoarelor electrice oferă două posibilități de acționare, o direcție directă atunci când axa motorului electric formează o axă comună cu axa de îmbinare (figura 1) și o acțiune indirectă prin utilizarea unui sistem de transmisie a puterii (figura 2c-g). Sistemul de acționare electric este cel mai des utilizat în sisteme ortotice și exoskeleton datorită controlului crescut al mișcării, raportului de cuplu ridicat, zgomotului scăzut produs în timpul funcționării și varietății dimensiunilor și modelelor de putere în diferite configurații.
Fig. 1 a) BLEEX prototip de cuplaj cu acționare electrică [AZ2006]; b) Actuatorul utilizat în Mina [PDN2011]; c) genunchiul ATLAS [MC2015]; d) robotul de reabilitare a membrelor inferioare tip 3DOF [WJ2016]; e) Orteză robotică [FL2016].
O nouă orteză robotică (fig.1 e.) care ajută la recuperarea progresiva a pacienților care au suferit leziuni ale măduvei spinării a fost dezvoltată de către autori în [FL2016]. Scopul acestui nou dispozitiv este înlocuirea vechilor dispozitive de reabilitare care sunt grele și care se găsesc în general în mediul clinic cu o orteză nouă, mult mai ieftină, care poate fi personalizată conform cerințelor antropometrice ale fiecărui pacient. Luând în considerare acționarea ortezei, numai doar articulatia genunchiului este asistată activ, având un motor electric cuplat cu un reductor armonic. În schimb, articulația gleznei este acționată pasiv printr-un mecanism care efectuează mișcarea de dorsiflexie necesară pentru mers. Rezultatele arată că viteza de mers, lungimea pasului și ritmul mersului au crescut în cazul ortezei active, comparativ cu orteza pasivă.
Un prototip nou al ortezelor pentru picior la genunchi (fig. 2b) a fost dezvoltat de G. Chen et. Al. [GC2016]. Ortezele au un tip de acționare bazat pe un sistem de motoare electrice și arcuri. Scopul acestui dispozitiv a fost de a ajuta la reabilitarea mersului pe jos pentru pacienții care suferă de accident vascular cerebral. Ortezele au fost concepute pentru a fi utilizate atât în clinica de reabilitare, cât și la domiciliu. Construcția este una modulară care satisface cerințele pacienților în ceea ce privește greutatea, rigiditatea și confortul ortezelor. Pentru a îndeplini aceste cerințe, pentru construcția ortezei s-au folosit piese din fibră de carbon. Acționarea fiecărei îmbinări este realizată de un motor electric, o cutie de viteze și un sistem de arcuri.
Alte dispozitive reprezentative ortetice active, bazate pe sistemul de acționare electrică, sunt prezentate în [17-26].
Fig. 2 a) Soft Exosuit [ATA2015]; b) KAF robot [GC2016], c) MIT AAFO [JAB2004]; d) Parallel-Series Elastic Actuator [YZ2014]; e) Leg exoskeleton [LMM2014]; f) KAF Orthosis [KS2014]; g) Powered orthoses [MA2016].
Sistemele de acționare pneumatice
Într-un sistem pneumatic de acționare, echipamentul principal este reprezentat de cilindrul pneumatic. Este utilizat în majoritatea aplicațiilor, luând în considerare avantaje precum: – cursa pistonului este constantă; – datorită caracteristicilor de comprimare a aerului, cilindrul pneumatic poate atenua șocurile; prezintă o siguranță sporită în utilizare datorită construcției sale simple și robuste.
Acest sistem are un dezavantaj, un raport putere / masă egal cu 400 W / kg, ceea ce nu îl face optim în aplicațiile care necesită echipamente ușoare [UR1990]. Din cauza acestui dezavantaj al cilindrilor pneumatici, cercetatorii au dezvoltat un nou dispozitiv pneumatic sub numele de muschi pneumatici. Aceste noi dispozitive pneumatice prezintă avantaje care le fac ideale pentru utilizarea în aplicații care necesită echipamente ușoare: au o construcție simplă, se găsesc într-o gamă largă de modele cu diferite dimensiuni și forțe, au o flexibilitate sporită datorită materialelor din care sunt fabricate, sunt mici în greutate și sunt foarte asemănătoare cu musculatra umană. Din ce în ce mai mulți oameni de știință preferă acest sistem muscular pneumatic artificial ca sistem de acționare pentru operarea ortezelor [GSS2009, YLP2011, MK2008, PSL2008, SMC2007] și nu numai.
Sistemul muscular pneumatic artificial are încă un avantaj major față de alte sisteme de acționare, dat de raportul de 1,5 kW / kg [BH1990] până la 10 kW / kg [RI1993], ceea ce îl face ideal pentru ortezele active luminoase.
Un mușchi artificial pneumatic poate fi definit ca un motor cu o caracteristică principală dată de liniaritatea mișcării contractile în timpul acțiunii presiunii gazului [FD1999].
O abordare diferită în proiectarea ortezelor a avut Sawicki și Faris [GSS2009] prin dezvoltarea unei orteze de genunchi-genunchi folosind materiale compozite. Pentru sistemul de acționare au folosit un sistem muscular pneumatic (fig.4a,). Pentru o mișcare a membrelor inferioare asemănătoare celei naturale, autorii au folosit un număr de 6 mușchi pneumatici, 4 pentru acționarea articulației genunchiului și 2 pentru acționarea articulației gleznei. Din cauza funcționalității musculare umane, Yong-Lae Park et al. au ales ca sistem de acționare a prototipului ortotic un sistem alcătuit din 4 mușchi pneumatici (fig.4b), pentru a înlocui 3 mușchi umani: mușchiul tibial anterior, mușchiul extensor al degetelor și peroneul terțius musculos. Ortezele au fost concepute pentru a permite atât mișcarea de dorsiflexie, cât și mișcarea de inversiune. În timpul testelor, sa înregistrat o îmbunătățire a mobilității și stabilității și o siguranță sporită a mobilității [YLP2011].
Alte exemple reprezentative ale dispozitivelor ortetice în care se utilizează sistemul de acționare pneumatică sunt prezentate în [SMC2007, FD1999, YTJ2010, CULL2009, MTC2012].
Fig. 4 a) KAFO [GSS2009]; b) Bio-inspired orthoses [YLP2011]; c) Rehabilitation robot [MK2008]; d) AKAFO [SMC2007].
Sistemele de acționare hidraulice
Sistemul de acționare hidraulică este de obicei utilizat în special pentru a acționa ortezele care efectuează funcția de transfer de sarcină. Este ideal pentru utilizarea în sisteme grele datorită cuplului ridicat, dar acest avantaj are și un dezavantaj datorită greutății mari a echipamentului, ceea ce poate face sistemul greu de purtat. Pentru a reduce greutatea și consumul de energie, dar pentru a menține performanța, s-au dezvoltat sisteme hibride hidraulice-electrice care să înlocuiască sistemul hidraulic clasic.
Ortezele genunchiului cu acționare hibridă au fost dezvoltate de cercetători de la Universitatea din Magdeburg (fig.5b). Ei au creat o orteză care ar putea fi utilizată pe scară largă pentru reabilitarea pacienților și, de asemenea, ca dispozitiv de asistență în timpul activităților zilnice. Utilizarea sistemului de acționare hibrid oferă un avantaj ortezelor prin înlocuirea supapelor de compresor și hidraulic cu un motor electric cu reductor [MS2015].
O nouă orteză gleznă hidraulo-electrică (Fig.5c) este prezentată în [BCN2014]. Cercetătorii au avut ca scop obținerea unor orteze glezne compact ușoare, capabile să producă cuplu motor necesar pentru a muta articulația gleznei în timpul mersului. Pentru a produce un modul de putere compact, au folosit un motor electric cu reductor pentru a prelua funcția de producere a presiunii pe un compresor. Cercetătorii recurg la utilizarea unui sistem combinat de acționare hidraulico-electrică datorită raportului de putere ridicat oferit de sistemul hidraulic și designului motorului electric care oferă posibilitatea formării unui sistem compact pentru producerea presiunii [BCN2014]. Alte exemple de acționare hidraulică sunt: [AZ2006, MS2015, BCN2014, YS2005, ZT2013, DTMC2014, ND2015].
Fig. 5 a) Hardiman [BJM1971]; b) KFO [MS2015]; c) AFO [BCN2014]; d) BLEEX [AZ2006]; e) KAFO [YS2005]; f) Exoskeleton [ZT2013]
În procesul de alegere a sistemului de acționare se ține seama de mai mulți factori, cel mai reprezentativ fiind scopul pentru care va fi utilizată orteza sau sistemul exoschelet, astfel se disting trei categorii cu utilizări diferite:
Dispositive utilizate pentru transferul de sarcină;
Dispozitive utilizate pentru amplificarea mișcării;
Dispozitive utilizate pentru creșterea rezistenței în mișcare.[HH2009]
Dispozitive utilizate pentru transferul de sarcină
Aceste dispozitive sunt caracterizate prin capacitatea de preluare și de transfer a greutații corporale către sol. Prima revendicare a unui astfel de dispozitiv s-a realizat în anii 1890, a fost un brevet de invenție acordat lui Nicholas Yagn (fig. 2a). Acest prim dispozitiv avea ca scop reducerea forțelor preluate de membrele inferioare în timpul activităților soldaților. Era format dintr-un sistem de arcuri lamelare lungi, realizat astfel încăt să poată prelua toata greutatea corporală și să o transfere către sol [YN1890, YN1890/1]. Pornind de la dispozitivul lui Nicholas Yagn, cercetatorii de la MIT Biomechatronics Group au realizat un nou exoschelet (fig. 2b). În acest caz, datorită noilor tehnologii apărute, au fost înlocuite arcurile lamelare metalice cu arcuri lamelare din materiale compozite precum fibra de sticlă. Rezultatele obținute în urma testelor au confirmat o reducere cu 24% a puterii metabolice din timpul țopăitului continuu [AMG2009].
Datorită dezvoltării tehnologice aceste dispozitive au căpătat o nouă caracteristică. Aceasta se definește prin creștera capacității portante a persoanelor echipate cu acest tip de exoschelet. Utilizarea unui astfel de exoschelet ar spori capacitatea de încărcarea a oamenilor și în același timp reduce nivelul de efort, ar limita problemele apărute la nivelul membrelor imferioare și ar putea lărgi spectrul activităților ce pot fi efectuate de oameni. [HK2006, HK2006, ABZ2006, KA2005,AV2005, CW2007]. Reprezentativ pentru această categorie este BLEEX, un exoschelet dezvoltat de către echipa profesorului Kazerooni H (fig. 2c). Dispozitivul poate prelua activitățile celor trei articulații de la nivelul membrului inferior cu ajutorul unui sistem de acționare hidraulic. Un astfel de sistem de acționare hidraulic presupune utilizarea unor echipamente grele și voluminoase și care ar putea limita timpul și zona de activitate a exoscheletului. Pentru a elimina aceste neajunsuri dispozitivul a fost proiectat astfel încât să-și poată căra propria sursă de alimentare și restul echipamentelor, acest lucru facându-l independent energetic. În timpul testelor a rezultat un consum relativ mare de energie atât în cazul sistemului de acționare hidraulic cât și în cazul sistemului de control. Astfel a fost dezvoltat un nou sistem de acționare, un sistem hibrid hidraulic-elctric care să ofere un consum de energie mai scăzut. [HK2006, HK2006, ABZ2006, KA2005]
Fig. 2 Sisteme exoschelet utilizate pentru transferul de sarcină: a. Exoschelet brevetat de N. Yagn [YN1890], b. Reinterpretare realizată de MIT Biomechatronics Group a exoscheletului brevetat de N. Yagn [AMG2009], c. Exoscheletul Bleex [HK2006]
Dispozitive utilizate pentru amplificarea mișcării, forței și a momentului transmis
Sistemele exoschelet din această categorie sunt concepute pentru amplificarea mișcării. Pot fi utilizate cu scopul îmbunătățirii locomoției și în același timp reducerea consumului de energie a purtătorului și în scop medical pentru reducerea durerilor articulare sau refacerea nivelului articulațiilor. [KY2002, KY2003, HK2002, JN2005, SKB2006, KK2006]
Reprezentativ acestei categorii este exoscheletul HAL-5 dezvoltat de cercetatorii Universității din Tsukuba Japonia (Fig. 3-a). Scopul proiectului a fost acela de a dezvolta un exoschelet ce poate fi purtat zi de zi atât de persoanele cu handicap cât și de persoanele mai în vârstă pentru ușurarea activitățiilor zilnice. Este echipat cu un sistem de motore electrice amplasate direct pe articulații. Alimentarea motoarelor electrice se face de la un grup de baterii aflate într-un compartiment ce se montează în spatele purtătorului. Greutatea compartimentului de baterii nu este o problemă pentru purtător, întreaga greutate fiind preluată de către exoschelet. Dispune de un sistem complex de senzori de tip EMG, senzori de forță, potențiometre, giroscop, toate făcând din exoscheletul HAL-5 unul dintre cele mai complexe [HK2002].
Un exoschelet utilizat pentru amplificarea forței a fost dezvoltat de K. Yamamoto în anul 2001 (Fig. HALL-b). Scopul dispozitivului era acela de a veni în ajutorul asistentelor medicale pentu manipularea paciențiilor ce nu se pot deplasa. Sistemul este unul complex putând fi acționate brațele, umerii, coloana vertebrală și membrele inferioare. A fost utilizat un sistem de acționare rotativ pneumatic. Utilizarea unui astfel de sistem de acționare limitează spațiul de utilizarea a dispozitivului în zona unei surse de gaz comprimat. [KY2002]. Pentru eliminara acestui neajuns K. Yamamoto a încercat o retehnologizare a dispozitivului (Fig. HALL-c), utilizând o micro pompă pentru producerea gazului comprimat și un modul de alimentare cu energie mult mai compact. [KY2003]
Fig. 3. Sisteme exoschelet utilizate pentru amplificarea mișcării, forței și a momentului transmis: a. Sistemul exochelet HALL-5 [HK2002]; b. Prototip al exoscheletului realizat de K. Yamamoto [KY2002]; c. Exoscheletul oprimizat realizat de K. Yamamoto [KY2003]
Evaluări biomecanice ale articulației genunchiului uman normal, osteoartritic și protezat
Analiză clinică a mersului constă, de obicei, în măsurarea parametrilor de mers, analiză cinematică, măsurarea cinetică și electromiografia. Parametrii spațiali și parametrii temporali ai mersului oferă informații utile de diagnostic și terapeutic, dacă măsuratorile sunt facute corect și cu echipamente precise [BEG_1989]. În domeniul medical, cunoașterea caracteristicilor mersului, monitorizarea și evaluarea schimbărilor în mersul omului dezvăluie informații importante despre măsurarea cantitativă obiectivă a parametrilor de mers și despre evoluția și diagnosticarea precoce a diferitelor boli [MUR2014, SUT2001, SUT2002, SUT2005, TAO2012, CAS2014].
Un număr mare de studii demonstrează avantajele, acuratețea și valabilitatea senzorilor mobili, cei care pot fi purtați de către subiect, pentru a măsura și analiza diferiți parametri ai mersului uman normal sau patologic. Lucrările de cercetare au studiat subiecții sănătoși [DAN2015, KUN2011, SAL2013] sau au fost efectuate pentru a evalua rezultatul procedurilor chirurgicale [KAN2012, KUR2007] sau pentru identificarea diferențelor cinematice în timpul mersului pentru populațiile de pacienți, cum ar fi pacienții cu osteoartrită [TAR2014, ZIJ2008, VAN2008, TAR2013, NUT2008, MYL2006, HOR2009, BAM2008], pacienți cu pierdere vestibulară [ADK2005], pacienți cu boală Parkinson [JOL2012], pacienți protezați, comparativ cu subiecții sănătoși. Tehnicile obiective de analiză a mersului se bazează pe utilizarea de dispozițive diferite pentru a capta și a măsura informațiile legate de diferiții parametri de mers [TAO2012].
Principalele patru aplicații clinice ale senzorilor portabili și ale sistemelor de date de achiziție sunt: (a) identificarea tulburărilor de mișcare, (b) evaluarea rezultatelor chirurgicale, (c) îmbunătățirea stabilității la mers și (d) reducerea încărcării articulare […]. Progresele tehnologice recente au produs senzori care sunt mai mici, mai ușori și mai robuști decât versiunile anterioare. Sistemele sensibile de detectare permit analiza datelor în afara laboratorului și captarea informațiilor despre mersul uman în timpul activităților zilnice ale persoanei. Diferite tipuri de senzori sunt folosiți pentru captarea diferitelor semnale care caracterizează mersul uman.
Principalele avantaje ale sistemelor de culegere de date bazate pe senzori purtabili sunt prezentate în lucrarea [TAO2012]. Analiză și monitorizarea mersului în timpul activităților zilnice este posibil în orice loc, nu au nevoie de mediu controlat. Sistemele wireless conduc la o crestere importanta a gradului de utilizare în analiză mersului clinic, prin creșterea autonomiei și confortului pacienților.
La momentul actual, există o mare varietate de senzori care sunt folosiți pentru a capta diferitele semnale care caracterizează mersul uman [JOH2006, KAN2012].
În cadrul cercetării pentru analiză au fost utilizate software-urile Biometrics Ltd, SimiMotion și ADAMS.
Biometrics
Echipamentul integrat pentru analiza complexa 3D a mișcării umane Biometrics permite culegerea simultană a datelor biomecanice de natură cinematică și dinamică prin intermediul electrogoniometrelor, accelerometrelor, platformelor de forță, senzorilor EMG, senzorilor de presiune de contact și a altor tipuri de senzori sau echipamente ce intra în componența sistemului de achizitie. Pot fi achizitionate simultan, 24 de serii de date biomecanice perfect sincronizate, prin intermediul canalelor de date analogice și digitale.
Biometrics este orientat pentru cercetări într-un numar variat de domenii variate cum ar fi: robotică, biomecanică, traumatologie, bioinginerie medicală, protezare, ergonomie, medicina sportivă si performanța sportivă recuperare, biomecanică veterinară și farmacologie.
Echipamentul integrat pentru analiza complexa tridimensională a mișcării umane asigură facilitățile de cercetare in-door, dar și out-door, completănd nu numai studiile de biomecanică, dar si cele de kinetoterapie cu elemente specifice mișcării in exteriorul laboratorului. Colectarea datelor nu este restricționată de un spatiu limitat și calibrat (spre deosebire de sistemele bazate pe camere video care permit colectarea datelor numai pentru un număr limitat și mic de cicluri, fiind posibilă colectarea pentru un număr ridicat de cicluri consecutive (de ordinul sutelor). Sistemele portabile sunt pachete complete de senzori și instrumente de măsurare statice și dinamice utile în activitățile clinice, în centre de cercetare, sau în orice locație situată la distanță față de laboratorul de biomecanică, cum ar fi un loc de muncă, o clinică, un teren de sport, o sală de sport sau de recuperare medicală.
Totodata, permite transferul de date în timp real direct către alte software-uri prin intermediul bibliotecilor dinamice, asigurând date de intrare culese simultan și sincronizate între ele care conduc la analize complexe cinematice și dinamice ale sistemului musculo-scheletal uman normal sau cu afecțiuni ale membrelor superioare și inferioare ortezate, protezate sau în proces de recuperare. El permite transferul de date în timp real direct către alte software-uri prin intermediul bibliotecilor de tip Dynamic Link Library. Ca urmare, se asigură date de intrare culese simultan și sincronizate între ele care pot conduce la analize complexe cinematice și dinamice ale sistemului musculo-scheletal uman normal sau cu afecțiuni, ale membrelor superioare și inferioare ortezate, protezate sau în proces de recuperare.
Măsurătorile pot fi folosite, de asemenea, la identificarea deficitelor de forță musculară, monitorizarea schimbărilor din cauza unor tratamente în stările de reabilitare.
Avantajele sistemului sunt urmatoarele:
– Versatilitate – Sisteme cu multiple configurații disponibile, după cum urmează:
3 unități Datalog portabile (utilizabile în interiorul dar și în exteriorul laboratorului) pot fi utilizate în diverse configurații de sistem portabil cum urmează:
3 sisteme Datalog cu 8 canale pentru colectarea simultană a datelor portabile de la orice tip de senzori incluși în dotare
1 sistem Datolog cu 16 canale PORTABIL + 1 sistem cu 8 canale PORTABIL pentru colectarea datelor simultană de la orice tip de senzori incluși în dotare
1 sistem Datalog cu 24 de canale PORTABIL pentru colectarea datelor de la orice tip de senzori incluși în dotare
– Senzorii de cercetare pot fi purtați pe sub haine normale, în timp ce Sistemele bazate pe camere video necesită mediu de lucru special cu markeri speciali.
– În timpul măsurătorilor la sistemul bazate pe markeri și camere video, este posibil să se piardă din markerii care sunt vizibili camerelor, iar traiectoria unui punct trebuie sa fie aproximată prin interpolare, pe când în cazul Echipamentului integrat de analiză 3D a mișcării nu apare acest inconvenient. Sistemul Biometrics poate fi utilizat la analiza activităților biomecanice, fără a fi limitat de vizibilitatea markerilor.
– Precizia sensorilor folosiți de Biometrics este ridicată;
– Este conceput pentru a realiza o interfață ușor de integrat cu alte sisteme de captură a mișcării de tip video (VICON, SimiMotion) și cu alte instrumente de colectare a datelor, putând fi folosit de persoane care au nevoie de o pregătire intensivă și specializată de durată scurtă.
– Tehnologia de ultimă oră, bazată pe senzori de tipul electrogoniometrelor, ce vine în întâmpinarea cerințelor actuale ale cercetărilor, tehnologie care permite colectarea datelor cu o acuratețe ridicată și cu o rată de achiziție ridicată în timp real prin intermediul echipamentelor portabile, dar și monitorizarea ambulatorie a datelor cercetărilor medicale și industriale (de tip roboți mobili), monitorizarea performanței umane în activități desfășurate în afara laboratorului incluzând activități de tip mers normal dar și mers rapid, alergare, sărituri, etc., la măsurători efectuate în interiorul unui vehicul, sau studiul biomecanicii unui ciclist, etc.
– Frecvența de achiziție a datelor este foarte mare (pana la 20 000 Hz) fața de viteza de achiziție a datelor cu sistemele bazate pe camerele de luat vederi (120-600 frame/sec).
– Sistemul integrat de analiză 3D a mișcării poate fi cuplat cu platforme de forță, accelerometre, senzori EMG, fără să fie nevoie de o sincronizare prealabilă, sau de calibrare.
– Sistemele portabile nefiind restrictionate de un spațiu limitat de tipul unui laborator fix (așa cum este cazul sistemelor video) permit achiziționarea unui numar foarte mare de date cinematice și dinamice consecutive, în cadrul aceleiași sesiuni, ceea ce oferă posibilitatea dezvoltării unor cercetări știintifice de mare actualitate la nivel mondial, cum ar fi analiza neliniară dinamică s
și teoria haosului aplicate în biomecanica umană.
În scopul măsurării mișcării subiecților care participă la diverse activități cum ar fi mers, alergat, urcare/coborare de trepte, sistemul Biometrics oferă posibilitatea unei analize complete cum ar fi măsurarea unghiurilor de flexie-extensie la nivelul tuturor articulațiilor prin folosirea electrogoniometrelor [TAR2016/3], [TAR2016/4], [TAR2016/4]
Electrogoniometre [WBIOM]
Biometrics deține o gamă largă de goniometre și torsiometre, acestea fiind ideale pentru măsurarea rapidă, simplă și precisă a mișcării în mai multe planuri. Extrem de robuști, ușori și flexibili, senzorii pot fi purtați comfortabil pe sub haine, fără a impiedica mișcarea reală a articulației.
Seria de goniometre SG prezentată în figura 1 (SG65, SG75, SG110, SG110 / A, SG150, SG150 / B) este utilizată pentru măsurarea simultană în două planuri. De exemplu, pentru a măsura mișcarea încheieturii mâinii, un goniometru SG65 este atasat pe suprafața dorsală folosind bandă dublu adezivă. Un capăt al goniometrului se poziționează în dreptul celui de-al treilea metacarpian, iar celălant capăt peste linia mediană a antebrațului, cu încheietura mâinii în poziție neutră. (de modificat pentru genunchi)
Goniometrele au doi conectori de ieșire separați, unul pentru măsurare flexie/extensie, iar celălalt pentru abaterea radială/ulnară. Când este utilizat pentru a măsura o singură axă, cum ar fi genunchiul sau cotul, se folosește doar un canal celăland rămânând pur și simplu neutilizat.
Lungimea acestora variaza de la goniometrele (F35) cu o singură axă pentru degete (55-75 mm) și până la goniometrele (SG150B) pentru spate (210-340 mm).
Principalele caracteristici ale acestora sunt:
Durata de funcționare minimă -600.000 cicluri;
Precizie – ± 2ș pentru un interval de minim 90ș;
Repeatabilitate – 1ș pentru un interval de măsurare de minim 90ș;
Temperatura de măsurare – cuprinsă în intervalul 10șC – 40șC. [WBIOM]
Sunt utilizate cu precădere în analiza mișcării corpului uman, avănd posibilitatea măsurării mișcării pe două axe precum flexie-extensie și abducție adducție din articulația genunchiului pentru determinarea diferențelor dintre persoanele sănătoase și persoanele cu diferite patologii. [SHA2015], [ATR2015] [TAR2016/3], [TAR2016/4], [TAR2016/4]
Fig. 1 Seria de goniometre SG
Platforme de forță [WBIOM]
Platformele de forță din familia Biometrics au fost proiectate pentru nevoile utilizatorilor, oferind o precizie înaltă și ușurință de utilizare. Se pot conecta prin Bluetooth la sistemele DATAlog pentru captarea și analiza forței de reacțiune dinr-o gamă foarte largă de aplicați. Acestea sunt utilizate în analiza mersului pentru a măsura valorile forțelor de reacțiune cu solul la contactul dintre talpă și sol în vederea ridicării graficului de variație a fortelor de reacțiune pe parcursul unui pas efectuat și pentru a determina valorile maxime ale acestora. În figura 2 este prezentat sistemul de platforme de forță utilizat în cadrul testelor.
Astfel de măsurători pot fi efectuate în diferite etape de analiză a mersului uman normal și patologic în vederea monitorizării procesului de recuperare a mișcărilor articulațiilor memebrelor inferioare umane ale pacienților cu diferite patologii ce implică dizabilități locomotorii. Există două modele: FP3 (înregistrare maximă 100 kg) și PC4 (înregistrare maximă 250 kg). O platformă de forță reprezinta un ansamblu de 2 plăci metalice uniforme, împreună cu 4 celule de forță montate între ele. Acestea au o sensibilitate destul de ridicată, putând măsura chiar atingerea unui deget. [WBIOM]
Caracteristicile principale ale platformelor de forță:
Masă – < 1,75 kg
Domeniu de încărcare – 0 – 250Kg
Supraîncărcare sigură – 150% din domeniul de încărcare (fără schimbarea parametrilor)
Acuratețe – ± 0.5%
Fig. 2 Analiza mersului pe platforme de forță
DataLOG MWX8 [WBIOM]
DATAlog MWX8 prezentat în figura 3 este cea mai recentă tehnologie de achiziție de date dezvoltată pentru a satisface nevoile de colectare a datelor și monitorizare portabilă a performanțelor umane, în sport, cercetare medicală, ergonomie industrială și cercetări în învățământ.
Este un dispozitiv portabil, ușor care se poate atașa chiar pe corp fără a perturba colectarea datelor. Cântărind foarte putin (129g), datalog MWX8 poate fi purtat și pe braț sau picior, în plus față de plasarea tradițională pe centură / talie.
Unitatea de achiziți de date DATAlog permite colectarea datelor atât analogic cât și digital, cu frecvențe de până la 20000 Hz și un număr maxim de 24 senzori. Gama de frecvență de eșantionare pe canal analogic: 1, 5, 10, 50, 100, 250, 500, 1000, 1250, 2000, 2500, 5000, 10000, 20000 Hz. Principalele caracteristici ale acestuia sunt: filtru digital automat (aproximativ -3dB la 0.45 x rata de eșantionare) și o atenuare maxima (de -13dB peste 0.8 x rata de eșantionare).
Transferul datelor este realizat în timp real la un PC prin folosirea Bluetooth®, oferind transfer de date și afișare în timp real, dar în lipsa unui calculator datele pot fi stocate într-un card de memorie atașat dispozitivului. [WBIOM]
Fig. 3 Echipamentul DATAlog MWX8
Ecbipamentul utilizat în timpul testelor a fost format din următoarele componente:
– 4 electrogoniometre SG 150 (Biometrics Ltd Marea Britanie), montate comform figura 5 cu scopul măsurării unghiurilor de flexie-extensie și aducție- abducție ale articulației genunchiului și a șoldului de la ambele membre inferioare.
– 2 electrogoniometre SG 110 (Biometrics Ltd Marea Britanie), montate comform figura 4 cu scopul măsurării unghiurilor de flexie extensie și aducție- abducție ale articulației gleznei de la cele două membre inferioare.
-6 platforme de forța FP 4 (Biometrics Ltd Marea Britanie) montate comform figura 7
-3 DataLOG (Biometrics Ltd Marea Britanie), 2 pentru cele 4 electrogoniometre, atașate pacientului printr-o curea și cel de-al treilea – pentru 6 platforme de forță.
Montarea echipamentului
Montarea electrogoniometrului nivelul articulației gleznei
Pentru montarea electrogoniometrelor subiectul trebuie sa stea în poziție orizontală cu membrele inferioare drepte astfel încât axa membrelor sa fie paralela cu planul sagital. Electrogoniometrele se montează pe corp, direct pe suprafața pielii sau pe un echipament mulat pe corp cu ajutorul benzii dublu adezive.
În cazul articulației gleznei se utilizează electrogoniometru SG110A. Acesta este format din două blocuri, unul orizontal denumit capat (bloc) distal și unul vertical denumit capăt (bloc) proximal. Montarea electrogoniometrului SG 110A la nivelul articulației gleznei este prezentată în figura 4. Montarea pe articulația gleznei se începe prin lipirea capătului distal sub gleznă paralel cu planul orizontal al tălpii, după care se extinde arcul și se montează și capătul proximal pe gambă deasupra gleznei astfel încăt axa verticală a capatului proximal sa fie paralelă cu planul sagital a corpului. Pentru a evita avarierea sau distrugerea electrogoniometrului înaintea montajului definitiv s-a efectut un montaj provizoriu pentru determinarea distanței dintre blocurile electrogoniometrului astfel încăt la o flexie-extensie maximă conectorul dintre blocuri să nu ajungă la lungimea maximă. Conexiunea dintre electrogoniometru și DataLOG s-a realizat prin cabluri tip J1500 care au o lungime de 1500 mm ceea ce permite montarea DataLOG-uli în zona bazinului.
Fig. 4 Montarea electrogoniometrelor SG 110A la nivelul articulației gleznei
Montarea electrogoniometrului la nivelul articulației genunchiului
Pentru montarea electrogoniometrului pentru genunchi SG150 subiectul trebuie sa stea în poziție verticală astfel axa gambei să coincidă cu axa coapsei. Înaintea montajului definitiv pentru a evita avarierea sau distrugerea electrogoniometrului s-a efectut un montaj provizoriu pentru determinarea distanței dintre blocurile electrogoniometrului astfel încat la o flexie-extensie maximă conectorul dintre blocuri să nu ajungă la lungimea maximă. Montarea electrogoniometrului SG 150 la nivelul articulației genunchiului este prezentată în figura 5.
Electrogoniometrul este compus din două capete (blocuri): capatul distal și capătul proximal. Pe blocul proximal sunt atașați cei doi conectori pentru transferul datelor. Montajul începe prin lipirea blocului distal pe gambă sub articulația gleznei, astfel încat axa gambei să coincidă cu axa blocului distal. Blocul proximal se montează pe coapsă deasupra ariculației astfel ca axa blocului proximal să coincidă cu axa coapsei. Conexiunea dintre electrogoniometru și DataLOG s-a realizat prin cabluri tip J1000 care au o lungime de 1000 mm.
Fig. 5 Montarea electrogoniometrelor SG 150 la nivelul articulației genunchiului
Montarea electrogoniometrului la nivelul articulației șoldului
Pentru montarea electrogoniometrului SG150 pentru articulația șoldului subiectul trebuie sa stea în poziție verticală astfel încat axa coapsei să coincidă cu planul sagital al bazinului. Se utilizează același electrogoniometru ca și cel folosit în cazul articulației genunchiului.
Montarea electrogoniometrului SG 150 la nivelul articulației genunchiului este prezentată în figura 6. Montajul începe prin lipirea blocului distal pe coapsă sub articulația șoldului astfel axa coapsei să coincidă cu axa blocului distal. Blocul proximal se montează pe lateralul bazinului deasupra ariculației șoldului astfel ca axa blocului proximal să coincidă cu planul sagital al bazinului. Conexiunea dintre electrogoniometru și DataLOG s-a realizat prin cabluri tip J500 care au o lungime de 500 mm.
Fig. 6. Montarea electrogoniometrului SG 150 la nivelul articulației șoldului
Montarea platformelor de forță FP 4 [WBIOM]
În cadrul studiului pentru determinarea GRF au fost utilizate 6 platforme de forță tip FP 4 parte a echipamentului Biometrics LTD [WBIOM] cu care este dotat laboratorul. Platformele au fost utilizate doar în cadrul testelor de mers pe suprafata solului. În figura 7 este prezentată schema de montaj a celor 6 platforme de forță, pentru montaj a fost sabilită atât o lungime cât și o lățime între platforme comforme cu valorile din lucrăriile de specialitate regăsite. Pentru a optimiza colectarea datelor în timpul mersului pe cele 6 platforme, înaintea primei și după ultima platformă de forță au fost montate plăci de grosime apropiată cu cea a platformelor, aceastea având rolul de stabili ritmul de mers în momentul în care se ajunge la platforma propriu-zisă. Fiecare platformă este prevăzută la un capăt cu un conector folosit pentru conectarea prin intermediul unui cablu de transfer H2000 la dispozitivul DataLOG. Fiecărei platforme de forță i s-a atribuit un canal DataLOG. Datele culese prin DataLOG sunt transferate în timp real prin Bluetooth către PC, în același timp realizăndu-se un backup pe cardul de memorie al DataLOG.
Fig 7 Montarea platformelor de forță
Protocol experimental
Subiecți și pacienți
Pentru studiu au fost selectate 17 persoane care au fost împartite în 2 eșantioane:
Eșantion subiecți sănătoși – compus din 14 persoane dintre care 8 subiecți de sex masculin și 6 subiecți de sex feminin.
Eșantion pacienți – compus din 3 subiecți cu afectiuni ale membrelor inferioare dintre care 2 pacienți de sex feminin si 1 pacient de sex masculin.
Înaintea începerii testelor toți subiecții și pacienții au fost instruiți pentru prevenirea accidentârii în timpul testelor având în vedere faptul ca unele teste au fost efectuate pe banda de alergare. Toti subiecții au purtat un echipament adecvat testelor format din short sau pantaloni sport, tricou si pantofi sport. Testele paciențiilor au fost efectuate în unitatea medicala în care acestea se aflau internați înainte de intervenția cirurgicală aceștia erau echipați cu echipament intraspitalicesc. Fiecare subiect și pacient și-a dat consimțământul scris pentru participarea voluntară la studiul experimental după ce au fost informați cu cu privire la modul de desfăsurare al studiului. Desfășurarea testelor a fost aprobată de Comitetul de Etica al Universității din Craiova.
Eșantionul subiecți sănătoși.
Pentru a avea un eșantion cât mai omogen au fost selectate 14 persoane cu vârste și date antropometrice apropiate. Datele antropometrice ale subiecțiilor se regasesc în Tabelul 1
Tabel 1. Datele antropometrice ale subiecților
Eșantionul pacienți
Au fost selectați 3 pacienți care prezentau afecțiuni ale articulației genunghiului. În timpul culegerii datelor necesare studului pacienți se aflau internați la Secția de Ortopedie a Spitalului Județean de Urgențe Craiova în vederea pregătirii pentru o intervenție chirurgicală la nivelul articulației genunchiului. În tabelul 2 sunt prezentate vârsta și datele antropometrice ale pacienților.
Tabel 2. Datele antropometrice ale pacienților
Testele experimentale
Testele au fost efectuate utlizând sistemul Biometrics. O caracteristică importantă a sistemului o reprezință vizualizarea în timp real a graficelor colectate astfel ne-a fost permis îndrumarea subiecțiilor către un mers cât mai uniform. Posibilitarea de alegere a frecvenței de colectare de date ne-a permis achiziționarea unui număr mare de date și o acuratețe ridicată. În urma mai multor teste comparative cu achiziții de date cu diferte frecvente, a fost aleasă frecvența de 500 Hz, ca fiind optimă pentru efectuarea testelor cu viteza scăzută cât și a testelor cu viteză ridicată.
Datele colectate se înregistrează în timp real sub forma de tabele de date și sub forma unor diagrame simultane corespunzătoare fiecărui canal de achiziție activ, iar în subsolul ecranului apar o serie de date cum ar fi: numărul de repetării, valoarea maximă, valoarea minimă, valoarea medie, timpul. Fișierele pot fi salvate cu extensia .log și pot fi exportate în format .txt.
Înaintea fiecărui test, se realizează setarea echipamentului la valoarea 0, cu ajutorul software-ului Biometrics DataLOG. Începerea colectării datelor se face prin activarea comenzii Start Data Transfer, iar încheierea achiziției de date se face prin comanda Stop Data Transfer.
Toți subiecții au parcurs de mai multe ori testele pentru a se acomoda cu viteza benzii de alergare, acest lucru a dus la obținerea unor teste cu o frecvența constantă.
Subiecții sănătoși au executat 23 de teste diferite de mers pe sol și pe banda mobilă, dintre care 3 teste de mers pe sol cu viteze diferite, și 20 de teste de mers pe banda mobilă cu viteze și înclinari diferite ale acesteia. În tabelul 3 sunt prezentate testele parcurse de subiecții sănătoși pe banda de alergat. Pacientii au executat testele T1, T2, T3, T6 și T11. Datorită gradului afecțiunii de care sufereau pacienții nu au putut parcurge toate testele pe banda de mobilă.
Testele subiecțiilor s-au desfășurat în Laboratorul de Cercetare în Biomecanica din cadrul Platformei de cercetare a Universității din Craiova, INCESA, și în cadrul Spitalului Județean de Urgenta din Craiova, pentru eșantionul de 3 pacienți, suferinzi de osteoartrită avansată.
Cele 23 de teste sunt:
Test 1 (T1) – mers pe suprafața solului pe platformele de forță pe un culoar de aproximativ 10 m, timp de 25 sec.
Test 2 (T2) – mers pe suprafața solului pe platformele de forță pe un culoar de aproximativ 10 m, timp de 20 sec.
Test 3 (T3) – mers pe suprafața solului pe platformele de forță pe un culoar de aproximativ 10 m, timp de 15 sec.
Tabel 3 Testele parcurse de subiecții sănătoși pe banda de alergat
Etapele colectării și prelucrării datelor experimentale
Colectarea datelor
Procesul este unul simplu, electrogoniometrele montate pe subiect și platformele de forță transmit prin intermediul cablurilor către DataLog informațiile recepționate, iar DataLOG-ul convertește semnalul primit și îl transmite prin semnal Bluetooth catre PC, totul realizându-se în timp real. Schema bloc a procesului de achiziție de date este prezentată în figura 8.
Fig. 8 Schema bloc a procesului de achiziție de date
Datele recepționate de PC sunt convertite de software-ul Biometrics DataLOG în diagrame. Un exemplu care reprezintă variațiile unghiului de flexiei-extensie și a unghiurilor a abducție-adducției pentru articulațiile șoldului, genunchiului și gleznei ale ambelor membre inferioare ale unui subiect este prezentat în figurile 9
a)
b)
Fig 9 Diagrame consecutive ale variației unghiurilor de flexie-extensie în plan sagital și de rotație în plan frontal pentru șold, genunchi și gleznă: a) membrul inferior drept; b) membrul inferior stâng
Software-ul folosit pentru colectarea datelor din timpul testelor a fost Biometrics DataLog. Acesta permite colectarea datelor atât în format analigic cât și digital. În cadrul studiului efectuat am folosit colectarea datelor în sistem ANALOGIC. În figura 10 este prezentată interfața de setare a electrogoniometrelor in modulul analogic.
Fig 10 Interfața de setare a electrogoniometrelor în modulul ANALOGIC
Întregul proces de colectare de date se realizează în timp real, permițănd posibilitatea vizualizării digramelor pe intefața software-ului așa cum este prezentat în figura 11. Conectarea prin Bluetooth a P.C.-ului DataLOG-urile se realizează automat imediat după pornirea programului, însa se poate realiza și o sincronizarea manuală printr-o scanare din fereastra Detected Units.
Fig. 11 Colectarea datelor în timp real
Un pas important în culegerea corectă a datelor îl reprezintă setarea frecvenței de achiziție, a dispozitivului utilizat în achiziție și denumirea canalelor de achiziție. Aceste setări se realizează în fereastra Setup DataLOG Aalogue Imputs, accesată din butonul Analogue Imputs for Recording. În comanda “Setup DataLog Analogue Imputs” se configureaza cele opt canale pentru fiecare DataLog utilizat. Fiecarui canal i se seteaza tipul receptorului (goniometru, accelerometru, platforme de forță), frecvența de colectare a datelor (exprimată în MHz), unitatea de măsurare. În cadrul comenzi este permisă calibrarea receptoarelor de date prin comada „Zero All”, aceasta se realizează o singură dată la începutul sesiunii de testare.
La începutul fiecărui test subiecții/pacienții trebuie să stea în poziție verticală fără să nu se miște pentru initializarea la 0 a valorilor corespunzatoare electrogoniometrelor și platformelor de forță. Datele colectate apar în timp real sub forma unor diagrame în partea de sus a ecranul P.C.-ului, iar în subsolul ecranului apar o serie de date cum ar fi: numărul de repetări, valoarea maximă a unghiului, valoarea minimă a unghiului, valoarea medie a unghiului măsurat, timpul. În figura 12 sunt prezentate valorile colectate de electrogoniometre în timp real.
Fisierele se pot salva în extensia .log și pot fi exportate în format .txt. Această operație se realizează prin comada export din meniul „File”. În fereastra „Export Data File Format” se pot adauga unul, doua sau toate canalele în fereastra „Export Traces”. Fisierul exportat a fost de tip „ASCII after filters/ Engeneering Units” cu delimitare tip „Tab”.
Fig 12 Interfața de colectare în timp real a datelor
În total în cadrul studiului au fost efectuate 322 de teste de către 14 subiecți sănătoși și 180 teste de catre 3 pacienși (înainte și după opetație). Astfel numărul fișierelor colectate pentru de la subiecții sănătoși este de 2184 la care se adaugă 288 de fișierele colectate de la eșantionul de pacientți înainte și după opetație. În total studiul a furnizat 2472 de fisiere de date.
Prelucrarea datelor
Pentru prelucrarea datelor a fost utilizat software-ul SimiMotion, acesta permite importarea fișierelor de tip .txt și prelucrarea acestora. Pelucrarea datelor începe prin importarea fisierelor tip .txt ce conțin datele colectate de Biometrics, aceasta se face prin comanda Import din aplicația Project.
Prelucrarea datelor în SimiMotion are ca rezultat obținerea ciclurilor medii ale unui fisier de date, astfel fiecare fisier importat a fost împărțit în faze și cicluri așa cum se prezintă în figura 13. Etapa de împărțire în faze și cicluri se face doar pentru una din articulații de referință, astfel toate diagramele ciclurilor medii ale celorlante articulații vor fi raportate la articulația de referință. În cazul nostru am folosit ca articulație de referință pentru împarțirea în faze și cicluri articulația genunchiului drept. După cum se vede în figurile 13 și fig 14 începerea împărțirii în faze se face excluzând primele și ultimele cicluri de mers astfel încat să nu se folosească în calculul ciclului mediu cicluri de început care reprezintă de multe ori etapa de acomodare cu viteza și înclinarea benzii de rulare și excluderea ultimelor cicluri în care viteza începe sa fie redusă pânaă la oprire.
fig.13 Definirea si impartirea in faze a unui ciclu de mres
Fig.14 Definirea intervalului utilizat pentru împărțirea în faze.
Urmatoarea etapă o reprezintă calcularea ciclului mediu, aceasta se efectuează prin comanda Cut Into Phases din aplicația Project. Este permisă calcularea simultană a unui fisier sau a tuturor fisierelor din același ciclu de mers. Rezultatul obținut prezentat în figura 14 este reprezentat de ciclul mediu al ciclurilor împărtițe în faze împreună cu curbele corespunzatoare Mean+StdDev și Mean–StdDev.
Aceleași etape au fost folosite pentru toate ciclurile de mers măsurate în timpul testelor.
Fig. 14 Formatul diagramei rezultate în SimiMotion pentru ciclului mediu (mean), Mean+StdDev si Mean–StdDev.
Rezultate Subiecți sanătoși
Principalii parametri cinematici obținuți în urma culegerii datelor corepunzătoare testelor 1-3, pentru toți subiecții sanătoși, se regăsesc în tabelele 4-5.
Tabel 4 Parametri cinematici obținuti în timpul testului nr.1 – eșantion sănătos
Tabel. 5 Parametri cinematici obținuti în timpul testului nr.2 – eșantion sănătos
Tabel. 6 Parametri cinematici obținuti în timpul testului nr.3 – eșantion sănătos
Prin parcurgerea tuturor etapelor de prelucrare a datelor obținute din măsurătorile efectuate în timpul testelor au fost obținute ciclurile medii pentru cele trei articulații ale membrelor inferioare pentru toți subiecții sănătoși. În figurile 14-16 sunt prezentate ciclurile medii a celor trei articulații pentru membru inferior drept și stâng ale unui subiect pentru testele nr.4, 8, și 10. Grafice similare s-au obținut pentru fiecare subiect și fiecare test.
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 14 Media, media+StdDev, media-StdDev, pentru articulația a) gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stang – Subiect 1 – test 4
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 15 Media, media+StdDev, media-StdDev, pentru articulația gleznei, genunchiului și șoldului pentru membrul inferior drept și stang – eșantion sănătos – test 8
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 16 Media, media+StdDev, media-StdDev, pentru articulația gleznei, genunchiului și șoldului pentru membrul inferior drept și stang – Subiect 1 – test 10
În figura 17 este prezentat ciclul mediu pentru testul 4 la nivel de eșantion pentru membru inferior drept.
Fig. 17 Ciclurile medii ale fiecarui subiect și ciclul mediu la nivel de eșantion pentru genunchiul drept – (Test 4)
În urma obținerii diagramelor ciclurilor medii ale tuturor testele atât pentru eșantionul sănătos cât și pentru pacienți au foste efectuate o serie de comparații. Pentru eșantionul de subiecți sănătoși au fost realizate comparații cu fiecare atriculație a membrului inferior drept și respectiv stâng în funcție de viteza de deplasare â și nivelul de înclinare al benzii de alergat. În figurile 18-20 sut prezentate diagramele comparative ale ciclurilor medii ale ețantionului sănătos.
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 18 Comparație pentru articulația gleznei, genunchiului și șoldului pentru membrul inferior drept și stâng cu înclinare 0° și viteză de la 2.5-10 km/h – eșantion sănătos
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 19 Comparație pentru articulația gleznei, genunchiului și șoldului pentru membrul inferior drept și stang cu înclinare 3° și viteză de la 2.5-10 km/h – eșantion sănătos
a)
b)
c)
Membrul inferior drept Membrul inferior stâng
Fig. 20 Comparație pentru articulația gleznei, genunchiului și șoldului pentru membrul inferior drept și stang cu viteza 7,5 km/h și înclinare de la 0-15° – eșantion sănătos
Discuții
Rezultatele obținute în urma comparației ciclurilor medii ale testelor pe banda de alergat în funcție de viteza de deplasare au arătat în cazul articulației gleznei o ușoară modificare a formei pentru viteza de 5 km/h prin deplasarea vârfului curbei de la un minim de -8° și 74% din ciclu de mers la -22° și 68 % din ciclu.
Pentru vitezele de 7,5 și respectiv 10 km/h rezultă o modificare mult mai semnificativă a formei curbei prin deplasarea și mai mult a varfului până la -25° și 56 % din ciclu pentru viteza de 7,5 km/h și respectiv -20° și 48% din ciclu pentru viteza de10 km/h. La începutul curbei la vitezele de 7,5 și 10 km/h apare un nou varf ajungând pana la -11° și 25% din ciclu.
În cazul articulației genunchiului forma curbei ciclurilor medii pentru vitezele de 5, 7.5 și respectiv 10 km/h se modifică prin creștrerea progresivă a vârfurilor maxime ajungând de la 50° și 78% din ciclu pentru viteza de 2,5 km/h până la 79° și 75% din ciclu pentru viteza de 10 km/h. Cel de-al doilea vârf de la începutul ciclului de mers îșî modifică amplitudinea ajungând la un maxim de 32° și 18% din ciclu pentru viteza de 10 km/h.
Curba ciclurilor medii ale articulației șoldului se modifică progresiv, vărful descrește ușor de la -10° și 64% din ciclul pentru viteza de 2,5 km/h până la -5° și 55% din ciclu pentru viteza de 5 km/h , dar crește până la -15° și 60% din ciclu pentru viteza de 10 km/h.
Prin modificarea înclinării benzii de alergat diagramele ciclurilor medii suferă modificării ușoare. În cazul articulației gleznei forma curbei crește constant de la un minim al vârfului de 8° și 73% din ciclul pentru înclinare 0 și până la 15° și 70% din ciclu pentru înclinarea de 11°.
Pentru articulația genunchiului forma curbei ciclurilor medii se modifică, varful maxim al ciclului crescând odata cu creșterea înclinării benzii de alergat de la 51° și 77% din ciclu pentru înclinare 0 și până la 58° și 79 % din ciclu pentru înclinarea de 15°.
În tabelele 7-8 sunt prezentate valoriile maxime ale unchiurilor de flexie-extensie de la nivelul articulției genunchiului. Pentru o buna vizualizare a valoriilor în figurile 21-24 sunt evidentțiate sub forma de curbe spline valoriile maxime ale unchiurilor de flexie-extensie.
Tabel 7 Valoarea maximă a unghiurilor de flexie–extensie al ciclurilor medii corespunzător genunchiului drept al fiecărui subiect pentru fiecare test
Tabel 8 Valoarea maximă a unghiului de flexie–extensie al ciclului mediu corespunzător genunchiului stâng al fiecărui subiect pentru fiecare test
Fig. 21 Variatia unghiului de flexie extensie in functie de inclinarea benzii de alergat pentru picior drepr
Fig. 22 Variatia unghiului de flexie extensie in functie de viteza de alergat pentru picior drepr
Fig. 23 Variatia unghiului de flexie extensie in functie de inclinarea benzii de alergat pentru picior stang
Fig. 24 Variatia unghiului de flexie extensie in functie de viteza de alergat pentru picior stang
Discuții
În figurile 21-24 se poate observă evoluția unghilui de flexie etensie în funcție de viteza de alergare (fig. 21-22) și în funcție de unghiul de înclinare al benzii de rulare (fig. 23-24). În figura 21 diagrama aferentă genunchiul drept se observă că unghiul de flexie extensie crește cu aproximativ 10°în odată cu creșterea vitezei de alergare. Astfel, la o înclinare a benzii de rulare de 0° unghiul de flexie extensie variază de la cea mai mica valoare aferente vitezei 2,5 km/h de 50,9° și până la valoarea de 79,2°, valoare aferentă vitezei de 10 km/h. În diagram se poate observa creșterea unghiului de flexie extensie odată cu creșterea înclinarii benzii de alergat. Astfel unghiul de flexie extensie crește cu 7-9° de la 0° înclinare bandă până la 15° înclinare bandă în cazul testelor cu viteza de 2,5 și 5 km/h și respective valoarea unghiului de flexie extensie crește cu 13-15° în cazul testelor cu viteza de 7,5 și 10 km/h. Creșteri asemănăoare a unghiului de flexie extensie în funcție de înclinarea benzii de alergat s-au obținut și pentru genunchiul stâng.
În figura 22 diagramă aferentă genunchiului drept se prezintă variația unghiului de flexie extensie în funcție de viteza de alergat. Se observă o creștere mare a unghiului de flexie extensie în funcție de viteza de alergat de la 2,5 km/h până la 10 km/h cu aproximativ 34-38°.
Prin urmare unghiul de flexie extensie de la nivelul articulației genunchiului crește mai mult odată cu creșterea vitezei de alergat decât în cazul creșterii unghiului de înclinare a benzii de alergat.
Forțele de reacțiune
În paralel cu datele mișcării de flexie-extensie a celor 3 articulații au fost colectate și date de la 6 platforme de forță pentru primele 3 teste de mers pe suprafața solului. Grafice ale rezultatelor platformelor de forță a subiecților sănătoși se regasesc în figurile 25-28.
În figura 25 sunt prezentate curbele forțelor de reacțiune pentru cele 6 platforme de forță (platformele 1, 3 și 5 – pentru piciorul drept și platformele 2, 4 și 6 pentru piciorul stâng), pentru subiectul 3 în timpul testulul 3.
fig. 25 Diagrama forțelor de reacțiune pe cele 6 platforme de forță pentru subiectul 3 și testul 3.
Ca și în cazul unghiurilor de flexie-extensie și pentru forțele de reacțiune au fost determinate sub formă de diagrame valoriile cicurilor medi și deviațiile standard (+StdDev și –StdDev). Ciclul mediu și +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune obținute la nivelul eșantionului de 14 subiecți sanătoși pe platforme de forță corespunzător testului 1 sunt prezentate în figura 26.
a) b)
Fig. 26 a) Ciclul mediu, +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept test 3; b) Ciclurile medii ale pentru piciorul stâng și piciorul drept – test 3.
a) b)
Fig. 27 a) Ciclul mediu, +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune obținute experimental pentru piciorul drept subiect 3 test 1; b) Ciclul mediu, +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept subiect 3 test 2
a) b)
Fig. 28 a) Ciclul mediu, +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept subiect 3 test 3; b) Compararea ciclului mediu a forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept subiect 3 pentru testul 1,2 și 3
Discuții
În figurile 27 și 28 se prezintă diagramele ciclul mediu, +StdDev și –StdDev al forțelor de reacțiune pentru subiectul 1 pentru testele 1,2 si 3. Tentru testul 1 se observă în figura 27 a) că valoarea maximă experimentală se înregistrează în al doilea punct extrem, și este 810 N, adică aproximativ 1.14 GCU (greutatea medie a corpului uman), unde GCU = 710N. În primul punct maxim, valoarea înregistrată este 770N, reprezentând 1.1 GCU, iar valoarea din punctul minim (P3) este 650 N, adică 0.91 GCU.
În cauzul testului 2 se observă în figura 27 b) că valoarea punctului 2 de extrem este mai mare decat valoarea punctului 1 de extrem, opus primului test. Primul punct are valoare de 790 N, adică aproximativ 1.11 GCU iar cel de-al doilea punct de extrem este 820 adică 1,15 GCU. Ca și în cazul testului 1 valoarea punctului minim este 650 N, adică aproximativ 0,91 GCU.
În cazul testului 3 valoarea maximă a diagramei se află în primul punct de extrem având valuarea de 900N, adică 1.25 GCU, iar cel de al doilea punct maxim are valoarea de 800 N, adică 1,12 GCU. Valoarea punctului de minim are aproximativ aceeați valoare ca și în cazul primelor două teste
Primul moment de maxim coincide cu momentul în care călcâiul atinge podeaua, iar cel de-al doilea maxim corespunde momentului în care talpa împinge podeaua pentru realizarea pasului urmator. Rezultatele (valorile și alura formei graficelor) sunt asemanatoare cu cele obținute în lucrarile [MYL_2006, NUT_2008,] în care sunt prezentate valori maxime cuprinse între 1,15 GCU și 1,25 GCU și valorile minime cuprinse între 0,82 GCU și 095 GCU.
Rezultate pacienți
Principalele caracteristici cinematice obținute în urma testelor 1-3 pentru pacienții se regăsesc în tabelele 9-11.
Tabel 9 Rezultate Test 1 – eșantion pacienți
Tabel. 10 Rezultate Test 2 – eșantion pacienți
Tabel. 11 Rezultate Test 3- eșantion pacienți
În figurile 29-31 sunt prezentate diagramele diagramele rezultatelor obținute în urma testelor efectuate de pacienți.
a) b)
Fig. 29 Diagrama cicluliu mediu, +StdDev și –StdDev a) test 1 genunchi drept eșantion pacient OA; b) test 1 genunchi drept eșantion pacient după operație
a) b)
Fig. 30 Diagrama cicluliu mediu, +StdDev și –StdDev a) test 2 genunchi drept eșantion pacient OA; b) test 2 genunchi drept eșantion pacient după operație
a) b)
Fig. 31 Diagrama cicluliu mediu, +StdDev și –StdDev a) test 3 genunchi drept eșantion pacient OA; b) test 3 genunchi drept eșantion pacient după operație
a) b)
c)
Fig. 32 Diagrama de comparație a ciclului mediu a eșantionului de subiecți sănătoși, eșantion pacienți înainte de operație și esantion pacinți după operate pentru a) test 1; b) test 2 și c) test 3.
Tabel 21 rezultate pacienți înainte de operație
Tabel 21 rezultate pacienți după operație
Discuții
Comparativ cu rezultatele obținute de subiecții sănătoși, se observă unele modificări de valori în duagramele unghi-timp pentru pacienții afectați de gonartroză. Pentru toate cele cinci teste analizate, diferența între valoarea maximă ale unghiurilor de flexie-extensie al ciclului mediu al articulației genunchiului corespunzător eșantionului subiecților sănătoși și cel al unghiului de flexie-extensie al ciclului mediu al articulației genunchiului osteoarthritic corespunzător eșantionului de pacienți înainte de operație este de aproximativ 13o – 26o, în funcție de testul executat. Se observă o îmbunătățire a mersului după operația de protezare, cand amplitudinea ciclului mediu al unghiului de flexiei a genunchiului protezat a crescut în comparație cu cel neprotezat cu până la 15o.
Prin compararea ciclurilor medii se observă o diferență de amplitudine a unghiului de flexie-extensie a articulației genuchiului cu 6-11o între subiecții sănătoși și piciorul protezat al pacienților .
3.4.Contribuții proprii
A fost stabilit protocolul celor 23 teste experimentale.
Au fost selectate două eșantioane omogene dintre care: un eșantion compus din 14 subiecți sănătoși și un eșantion compus din 3 pacienți afectați de osteoartrită genunchiului (gonartroză) în fază avansată.
Au fost colectate datele experimentale pentru cele 6 articulații ale ambelor membere inferioare, pentru cele 23 teste experimentale pentru toți cei 14 subiecți și pentru fiecare din toți cei 3 pacienți suferinzi de gonartroză, aflați înainte de operația de protezare și, respectiv, la aproximativ 4 luni după protezare. Au fost colectate în total de 2184 fisiere de date pentru subiecți și 144 fisiere de date pentru pacienți.
S-au obținut curbele ciclurilor mișcărilor de flexie extensie, după care au fost normalizate prin interpolare ( prin utilizarea SIMIMotion), în vederea prelucrării datelor pentru toți subiecții și toti pacienții, înainte și la aproximativ 4 luni după operație, corespunzător fiecăruia din cele 23 teste, am obținut ciclurile medii atât la nivel de subiect cât și de eșantion ale unghiului de flexie extensie ale articulației genunchilor cele două membre inferioare.
Au fost obținute, simultan curbele medii la nivel suiect și de eșantion și pentru cele două glezne și cele două șolduri, acestea fiind utilizat la simularea virtuală a mersului.
Pentru toate testele am obținut și am sintetizate tabelar valorile maxime pentru unghiurile de flexie extensie ale articulației genunchiului drept și stâng, pentru toți subiecți și pacienți.
S-au trasat curbele forțelor de reacțiune pentru cele 3 teste atât la nivel de subiect și pacient cât și la nivel de eșantion.
S-au obținut diagramele comparative ale ciclurilor medii ale unghiurilor de flexie extensie ale genunchiului la nivel de eșantion sănatos și eșantion de pacienți, pentru toate testele experimentale.
Capitolul 6 MODELUL VIRTUAL
În ultima perioadă se observă o creștere în ceea ce privește analiza variabilității mersului uman cu precădere în domenii precum: medicină, reabilitare medicală, robotică, biomecanică și în domeniul cercetării clinice. Prin analiza clinică a mersului se obțin informații referiotare la parametrii de mers, analiza cinemată și cinetică. Cei mai importanți parametrii sunt: distanța, viteza de deplasare, lungimea pasului, fazele mersului, forțele de reacțiune și impulsul articulațiilor [TAR_D_2016]. În domeniul medical analiza și cunoasterea caracteristicilor mersului pot oferii informații esențiale asupra diagnosticării anumitor patologii și înplicit asupra terapiei de recuperare. Prin terapie de reabilitare se întelege totalitatea procedeelor de recuperare parțială sau totală a mișcării prin utilizarea diferitelor instrumente și dispozitive de recuperare. Progresul tehnologic a dus la utilizarea în domeniul recuperarii medicale a unor sisteme mecanice complexe (sisteme exoschelet, orteze active, roboți purtători), principala caracteristică fiind reprezentată de posibilitatea personalizării procesului de recuperare.
Un sistem exoschelet este reprezentat de un mecanism activ ce are ca scop mărirea performanțelor celui care îl poartă.
Variant propusă
În dezvoltarea noului dispozitiv s-a pormit de la idea de reproducere a mișcări membrelor inferioare căt mai apropiată de cea umană și pozibilitatea de variație a unghiuriilor de flexie-extensie pentru fiecare articulație.
Conceperea dispozitivului a început prin studirea componentelor sistemului osos ale membrelor inferioare, astfel s-a ținut cont de poziția componentelor sistemului osos, de dimensiunile acestora și de mișcările efectuate de membrele inferioare. Dezvoltarea a pornit cu realizarea schițelor pentru fiecare componentă urmată de construcția reperelor astfel ca în final sistemul sa parcurga o serie de teste care sa îl valideze în conformitate cu literatura de specialitate.
O a doua etapă în dezvoltarea dispozitivului o reprezintă colaborarea cu medicii de specialitate pentru găsirea unei soluții care sa îndeplineasca nevoile paciențiilor care au suferit un accident sau care au suferit o intervenție chirurgicală la nivelul membrelor inferioare. În urma discuțiilor au rezultat o serie de idei care au fost implementate în dispozitivul de recuperare.
Exoscheletul propus are scopul de a recupera si îmbunătăți mersul în cazul persoanelor ce au efecțiuni ale membrelor inferioare. Afecțiunile pot fi atat la nivelul articulației genunchiului acesta fiind cazul cel mai des întălnit dar și la nivelul articulațiilor șoldului sau a gleznei. De aceea dispozitivul propus se poate adapta pentru o recuperare a ambelor membre inferioare sau doar pentru una din articulații.
Un alt avantaj care a fost implementat dispozitivului a fost realizarea unui schelet metalic capabil să susțină greutatea unui adult. Prin acesta s-a dorit reducerea stresului articulațiilor present în timpul mersului când cele trei articulații sunt supuse unor forțe mari.
Modularitate este înca o caracteristică implementată dispozitivului, astfel în funcție de dimensiuniile antropometrice ale paciențiilor se poate regla atât pe plan sagital cât și transversal.
Soluția tehnică și prototipul virtual au fost realizate prin utilizarea software SolidWorks. Modelul virtual este prezentat în figura 1. Soluția prezentată este una cu un consum redus de energie, pentru acționarea întregului dispozitiv este utiliat un singur motor rotativ care antrenează prin transmisie cu lanțuri elementul 1 care este fixt pe cadru. Dispozitivul are în componență 8 elemente și 10 cuple de rotație.
Cadrul metallic
Încă din faza de proiect în cazul cadrului metallic ne-am impus o serie de caracteristi pe care trebui sa le îndeplinească:
Construcție simplă
Modularitate
Ergonomie sporită
Siguranță.
Proiectarea exoscheletului a fost realizata în softwere-ul SolidWorks. Cadrul a fost modelat în modulul Weldments din SolidWorks care facilitează proiectarea structurilor metalice din profile laminate. Pentru realizarea schiței cadrului metalic am ales din SolidWorks modulul 3D Sketch. Spre deosebire de realizarea clasică a unei schițe în format 2D aceasta asigură vizualizarea desenului în format 3D reducând numarul de operatii și timpul efectiv de concepere. Urmatoarea operație este aceea de adăugare a profilelor metalice acest lucru realizandu-se prin modulul Structural Member, astfel am obținut modelul virtual al cadrului. În figura 1 este prezentat cadrul metalic suort pentru brațele exoscheletului.
Fig 1 Cadrul metalic
Ne-am propus realizarea unui cadru simplu realizat din profile laminate standardizate care sa nu necesite prelucrări mecanice complexe.
Cadrul este format la partea inferioară din două profile longitudinale și unul transfersal care face conexiunea între cele longitudinale, împreună formând baza cadrului. În cele 4 colțuri ale bazei au fost montate patru roți cu frână utilizate la deplasarea exoscheletului. Pentru a putea fi folosit atât pentru deplasare cât și stând pe loc și pentru a asigura siguranța paciențiilor am optat pentru utilizarea unui sistem de roți de deplasare prevazute cu frână.
Baza se continua în plan vertical cu două “picioare” simetrice atât pentru partea stângă cât și pentru partea dreaptă. În plan transversal partea superioară s-a montat asftel încât planul sagital al articulației șoldului să coincidă cu planul de sagital al bazei. Adoptarea acestei relații oferă stabilitate pacientului în timpul exercițiilor.
La partea superioară cadrul se termină cu două prelungiri în plan vertical. Profilul superior are rol de sprijin al mâinilor iar cel de-al doilea profil susține cuplele articulațiilor. Pentru a oferii paciențiilor mai multă siguranță și confort în componența cadrului a fost inserată o componentă de sprijin.
Întreg cadrul se poate regla atât în plan transfersal cât și în plan orizontal, astfel poate fi utilizat de o serie de pacienții cu diferite caracteristici antropometrice. Reglarea în plan transfersal se face utilizând principiul de teava culisantă asftel: cele două brațe transversale care leagă cele două jumatăți ale cadrului sunt prevăzute cu câte o țeava dintr-un profil mai mare (40x40x4) asftel încat teava cadrului să culiseze prin țeava de reglaj. Reglarea transfersala se face prin apropiere ambelor jumătății spre centru astfel distanța de la centru până la primul braț să fie identică atât pentru partea stângă cât și pentru partea dreaptă. Fixarea pe poziție se face prin șuruburi.
Brațele metalice
Exoscheletul a fost gândit și proiectat prin similitudine cu membrele inferioare umane, atât în ceea ce privește modelul mecanic și sistemul de acționare cât și în ceea ce privește dimensiuniile, forma și aspectul general. Au fost studiate caracteristicile dimensionale și masice ale membrelor inferioare în scopul impunerii acestora ca date de intrare în proiectarea exoscheletului.
Sistemul se compune din 3 elemente esențiale care reproduc dimensional cele trei componente principale ale membrului inferior uman: tibie, femur, picior. Pentu identificare mai ușoară am asociat componentele umane ale membrului inferior astfel:
Elemental 1 asociat femurului
Elemental 6 asociat tibiei
Elemental 8 asociat piciorului
Modelarea brațelor mecanice a fost realizata în SolidWorks în modulul Sheet Metal, modul dedicat proiectării prieselor din tablă. Soluția aleasă pentru realizarea pieselor din tablă a fost debitarea laser. Prin utilizarea echipamentului de tip laser, metalul este tăiat cu o mai mare precizie decât în cazul mijloacelor mecanice tradiționale, iar zona afectată de caldură este mult micșorată, reducandu-se astfel posibilitatea deformării materialului.
Pentru asigurarea gradelor de libertate s-a ales prinderea cu bolțuri, astfel a fost obținut un ansamblu care permite reproducerea mișcărilor membrelor inferioare umane.
Ansamblul format din cadru si bratele metalice este prezentat în figura 2.
Fig. 2 brațele exoscheletului
Dispozitivul este unul simetric in plan sagital astfel ansamblul de brate ce reproduce membrul inferior drept este identic cu ansamblul de pe partea stanga. In continuare va voi prezenta descrierea ansamblului de brate montat pe partea dreapta. Descrierea este valabila si pentru ansamblul de pe partea stanga. In fig 3 este prezentata partea dreapta a sistemului de brate.
Fig. 3 jumatatea dreapta sistem brate – vedere plan sagital si schema cinematica
Intreaga mișcare a exoscheletului este produsa de un singur motor electric. Transmiterea puterii de la motor catre brate se realizeaza prin transmisie mecanica cu lanț.
Articulatia soldului si genunchiului sunt actionate de mororul electric prin lanturi iar miscarea articlatiei gleznei este rezultatul combinatii de parghii.
Elementele 1 si 6 sunt prevazute cu doua aparatori. Rolul acestora este Acela de a proteja membrul inferior atunci cand este fixat pe exochelet. Fixarea se face pintr-un sistem de chingi.
Miscarea la nivelul articulatiei soldului
Aceasta miscare este realizata de catre un element principal (poz. 1) care este smilar femurului si doua elemente secundare (poz. 3 si 4) prin care poate fi realizata miscarea elementului principal. În figura 4 este prezentata schema de ansamblu a ariculației șoldului exoscheletului.
Elemental 4 face corp comun cu un ax montat prin rulment pe structura metalica. Acesta preia miscarea de rotatie transmisa de motorul electric prin lanturi si o converteste miscarea de pendulatie a elementului 1.
Elemental 3 are rolul de a transmite miscarea dintre elem. 4 si 1. prin modificarea lungimii elementului 3 prin modificarea pozitiei elem. 3’ se stabileste amplitudinea unghiului de flexie-extensie a articulatiei soldului. Constructia propusa permite reglarea progresiva a unui unghi articulatiei soldului intre 5° – 50°
Toate elementele articulatiei soldului se monteaza pe partea interioara a scheletului metalic si sunt marcate cu un scut pentru a nu prduce accidentarea.
Fig 4 articulatia soldului
Miscarea articulatia genunchiului
Aceasta miscare este asigurata de elem 4 care transmite print-un ax miscarea catre parghiile care alcatuiesc articulatia genunchiului, aceasta este pozitionata in exteriorul scheletului metalic.
Articulatia genunchiului prezentată în figura 5 se compune din elementele principale elem 1, 6 care reprezinta femurul si respective tibia si elementul secundar elem. 2. In cazul atriculatiei genunchiului elem. 5 face corp comun cu elem. 4 print-un ax si transmite miscare de rotatie de la motorul electric catre elem. 2 care o converteste in miscare de pendulatie.
Reglarea unghiul de flexie extensie a articulatiei genunchiului se face prin modificarea lungimii elementului 2. Intervalul permis de reglare a unghiului este intre 5° si 65°.
Fig. 5 elementele care antreneaza articulatia genunchiului
Articulatia gleznei
Este compusa din 2 elemente principale; elemental 6 care reprezinta tibia si elemental 8 care reperezinta piciorul si un lement secundar (elem.7) prin care se stabileste unghiul de flexie extensie a piciorului.
Miscarea articulatiei glznei prezentată în figura 6, fata de celelante doua articulatii nu este antrenata de motorul electric ci este rezultatul combinatiei miscariilor de pendulare a elementelor 2, 6, 7 si 8. Amplitudinea unghiului de flexie extensie al articulatiei gleznei se realizeaza prin modificarea lungimii elementului 7.
Fig. 6 Elementele care compun articulatia gleznei.
Evaluari biomecanice ale exoscheletului.
Cu ajutorul echipamentelor biometrics descrise în capitolul 4 am obținut ca și în cazul subiecțiilor sănătoși informații cu privire la caracteristicile de mers. S-au obținut pentru toate cele 6 articulații variația unghiului de flexie extensie, rezultate care au fost comparate cu rezultatele obținute în cazul subiecțiilor sănătoși. Scopul acestui studiu a fost acela de a confirma dacă dispozitivul este fezabil din punct de vedere al mișcăriilor înt-un ptoces de recuperare a mersului.
În figura 7 este prezentat sistemul de schiziție de date montat pe exoschelet.
Fig. 7 Echipamentul Biometrics montat pe exoschelet
Ca și în cazul montajului echipamentului Biometrics pe șubiecții sănătosi am utilizat pentru articulația șoldului și a genunchiului electrogoniometre de tip SG 150, iar pentru articulația gleznei am utilizat de tip SG110A. Montajul este prezentat în figura 8
Fig. 8 sistemul de montaj al electrogoniometrelor pe brațele exosceheletului
În urma măsuratoriilor au fost obținute variațiile unghiurilor de flexie – extensie pentru cele 3 articulații ale membrelor inferioare. În figura 9 este prezentată diagrama variației unghiurilor de flexie extensie pentru articulația șoldului, genunchiului și gleznei.
Figura 9 variației unghiurilor de flexie extensie pentru articulația șoldului, genunchiului și gleznei.
Rezultatele au fost prelucrate folosind metoda descrisă în capitolul 4. Am obșinut sub formă de diagramă ciclul mediu pentru fiecare articulație. În figuriile 10-12 sunt prezentate diagramele obținute în urma testelor exoscheletului.
a) b)
Figura 10 variația unghiului de flexie extensie pentru articulația șoldului – exoschelet a) ciclul mediu; b) ciclul mediu, +StdDev, -StdDev
a) b)
Figura 11 variația unghiului de flexie extensie pentru articulația genunchiului – exoschelet a) ciclul mediu; b) ciclul mediu, +StdDev, -StdDev
a) b)
Figura 12 variația unghiului de flexie extensie pentru articulația gleznei – exoschelet a) ciclul mediu; b) ciclul mediu, +StdDev, -StdDev
În figurile 13-15 sunt prezentate comparațiile cicluriilor medii ale articulației șoldului, genunchiului și gleznei pentru exoschelet și subiect șănătos.
Figura 13 Compararea variației unghiului de flexie-extensie pentru articulația gleznei – exoschelet și subiect sănătos
Figura 14 Compararea variației unghiului de flexie-extensie pentru articulația genunchiului – exoschelet și subiect sănătos
Figura 15 Compararea variației unghiului de flexie extensie pentru articulația șoldului – exoschelet și subiect sănătos
Concluzii
În cazul ciclului mediu al articulației șoldului a exoscheletului ca și în cazul articulației subiectului sănătos unghiul prezintă valori atăt pozitive cât și negative. Se constată o variație mai mare a unghiului între -18° și 17° a exoscheletului față de unghiul subiectului sanătos care esre între -15° și 13°. Aliura celor doua curbe este asemănătoare însă prezintă unele diferențe date de rigiditatea exoscheletului astfel se observă că diagrama exoscheletului nu prezintă ondulări pe curbă.
În cazul articulației genunchiului exoscheletului unghiul maxim ajunge la valoarea 63°. Din punct de vedere a aliurei curbei cele doua cicluri prezintă unele diferențe date în primul rând de lipsa in cazul exoscheletului a primei bucle a ciclului mediu. O altă diferență se constată în cazul poziției punctelor maxime care nu coincid, exoscheletul realizănd valoarea maximă a unghiului mai aproape de începutul ciclului față de subiectul sănătos.
În cazul articulației gleznei aliuriile ciclurilor medii ale exoscheletului și subiectului sănătos sunt diferite, însă din punct de vedere al variației unghiului valoriile sunt apropiate asftel în cazul exoscheletului unghiul variază între -7° și 9° iar în cazul subiectului sănătos variază între -9 și 10
Capitolul 7 SIMULAREA MERSULUI UNUI MANECHIN VIRTUAL, UTILIZAND PROGRAMUL ADAMS
Introducere
În acest capitol sunt prezentate cercetării privind dinamica și cinematica mersului uman utilizand sistemul software ADAMS [MSC_2013]. Aceste cercetările sunt concentrate pe mersul uman pe suprafata solului precum și mersul pe banda de alergat. Rezultatele obtinute în urma evaluarii subiectilor au fost folosite ca date de intrare în analiza virtuala. Pe langa aceste rezultate, pentru a efectua analiza virtuala a fost nevoie de realizrea unui manechin virtual. Acesta a fost creat în software SolidWorks pe baza esantionului de subiecti, astfel încât dimensiunile segmenetelor de corp ale manechinului corespund cu dimensiunile medii ale datelor antropometrice ale subiectilor. Pentru a permite utilizarea manechinului în software ADAMS este necesara dezvoltarea unui model multibody al manechinului într-oserie de ipoteze: mers pe suprafata solului și mers pe banda de alergare cu diverse viteze și inclinari.
În urma simularii sunt obtinute momentele și fortele cara actioneaza la nivelul celor trei articulatii ale membrelor inferioare. Rezultatele obtinute se pot utiliza într-o gama larga de domenii: sport medicina recuperativa, stiinta și tehnologie, ergonomie.
DÎn analizele eperimentale am obtinut atât deplasarile segmentelor corpului cât și forțele de reacțiune rezultate la contactul cu suprafața solului. Alte două grupuri de date sunt necesare în analiza dinamică, acestea sunt forțele de recțiune și momentele din articulații. Datorită faptului că acestea doua nu au putut fi determinate prin măsurători a fost necesară obținerea prin calcul. Analiza mersului unam prin sistemul multibody are o dificultate sporită având în vedere faptul că în cadrul analizei trebuie luate în considerare atât impactul manechinului cu solul cât și fenomenul de alunecare și frecare. Pentru o simulare cît mai exactă sunt necesare introducerea acestor fenomene în modelarea mersului. În principiu simularea nu este limitată de numărul ciclurilor de mers măsurate, deoarece pattern-urileobținute pentru mers pot fi extrapolate.
7.2.Construirea modelului multibody al manechinului virtual
În literatura de specialitate sunt prezentate, de-a lungul timpului, diferite variante de modelare a mersului uman, pornind de la structuri cinematice bipede simpliste [BOU_2002], continuate cu modele reduse la cazul bidimensional: [PAN_1998], [KOO_1995], [WOJ_1998], [ONY_1980 ] și ajungandu-se la modele ce respecta asemanarea antropomorfica [TUN_2012, KEC_2011].
Modelul virtual al manechinului elaborat și utilizat în acest capitol respectă structura cinematică și proprietățile de masa ale sistemului locomotor. Pentru contactul cu solul sunt luate în consideratie și alunecarea dar și impactul cu solul, utilizand modelul de tip contact prin definirea unei funcții de impact.
Modelul virtual al manechinului uman a fost dezvoltat în SolidWorks utilizand datele antropometrice medii ale unui esantion de subiecti umani din tabelul 1. Datele manechinului realizat în SolidWorks pot fi modificate cu usurinta în cazul unor cercetari efectuate pe diferiti subiecti umani datorita design-ului parametrizat.
Tabel. 1. Valorile medii ale datelor antropometrice
Definirea modelului cinematic și a proprietăților masice
În figura 1 este prezentat ansamblul virtual al manechinului rezultat dupa asamblarea tuturor celor 13 componente, conectate între ele prin cuple cinematice. Obținerea modelului virtual al manechinului este foarte importantă, deoarece permite trecerea la pasul următor, și anume, acela al construirii modelului multibody pentru mersul uman în diferite ipostaze.
[rad], funcție de timp [s]
Similar, au fost întroduse datele experimentale pentru cele trei articulatii ale membrului inferior stang și au fost determinate funcțiile de tip Spline corespunzatoare.
Modelarea contactului dintre talpa și sol
Un aspect important al construirii modelului multibody îl reprezintă definirea modelului de contact dintre talpă și podea. Mediul de simulare virtuala ADAMS are posibilitatea de a realiza calcule pe model rigid-elastic, în cadrul caruia, corpurile în contact sunt considerate rigide, iar suprafețele de contact sunt considerate deformabile.
Modelarea contactului se va face aplicând metoda de impact. prin utilizarea acestei metode, forța de contact este compusă din 2 componente: forța elastică – produsă de componentele care se deformează și forța de amortizare – determinată de viteza relativă de deformare.
Expresia analitica a forței de contact în ADAMS este dată de relația (7.1)[KON_2008].
(7.1)
Unde: x0-x este deformația în procesul de contact-coliziune.
K este rigiditatea
e este exponentul forței de contact,
C este coeficientul de amortizare
d este adâncimea de pătrundere,
S este o funcție definită de relația (7.2) [KON_2008]:
(7.2)
Unde Δd = x0-x, este deformația corpului.
Forța de amortizare este nula atunci când adâncimea de pătrundere a celor două corpuri este nula și capătă valoarea maximă atunci când este atinsa adâncimea de pătrundere d .
Dintre studiile privind interfața talpă-podea amintim pe Valiant [VAL_2013] care a studiat caracteristicile dinamice ale suprafeței plantare a piciorului, studii continuate ulterior de Meglan [MEG_1991, MEG_1992], care s-a ocupat cu determinarea parametrilor încărcare-deformație ale contactului dintre talpă și podea.
În ADAMS este posibila utilizarea metodei de impact pentru definirea contactului, prin întroducerea unei funcții cubice de forma:
(7.3)
unde: k este o constantă liniară, (modelul unui arc liniar),
c este coeficientul de amortizare,
d este adâncimea de pătrundere.
Valorile aproximative ale coeficienților contactului introduse în ADAMS, prin metoda de impact, sunt: k= 46.58 N/mm; c= 97.19 N/mm/sec și d = 16 mm [PAT_1993].
Tinand cont de considerentele expuse, contactul între talpă și sol a fost definit conform figurii 8.
Fig. 8 Inserarea parametrilor de contact pentru solidele aferente tălpii și podea
Soluționarea modelului dinamic a fost realizata prin utilizarea solverului WSTIFF și a algoritmului de integrare SI2.
Rezultate ale simulării mersului pe sol al manechinului
Rezultatele obținute prin simularea ADAMS constau în rezultate grafice reprezentand traiectoriile articulațiilor, precum și rezultate numerice.
Traiectoriile efectuate de centrele celor trei articulații obtinute în urma simularilor numerice în ADAMS sunt prezentate în figura 9, iar în figura 10 sunt prezentate fazele de mers efectuate de manechin în timpul simulării..
Fig. 9 Traiectoriile centrelor celor trei articulații ale manechinului
Fig. 10 Poziții succesive ale mersului pe sol al manechinului
Rezultatele numerice obținute sunt reprezentate sub forma de diagrame de variație în timp a parametrilor dimanici sau cinematici ai manechinului în timpul mersului. Toți parametrii dinamici sau cinematici sunt calculați prin raportarea la sistemul de referință fix, avand originea plasată în centrul de masă al manechinului și axele orientate așa cum se poate observa în figura 11.
Fig. 11 Poziționarea și orientarea sistemului de referință fix.
Deplasările orizontale (pe axa x care reprezintă direcția de mișcare) și deplasările verticale (pe axa y) ale articulației șoldului rezultate din simularea ADAMS sunt prezentate în figura 5. Diagrame similare am obținut pentru celelalte cinci articulații.
Fig, 12 Deplasările translaționale ale șoldului, în direcția orizontală și direcția verticală calculate în ADAMS
Fig. 13 Diagrama forțelor de reacțiune pe cele 6 platforme de forță
a) b)
Fig. 17 Variația forței de reacțiune cu solul pentru membrul inferior al manechinului a) drept b) stâng
Forțele verticale de reacțiune dezvoltate în articulația șoldului, genunchiul, gleznei și a membrelor inferioare ale manechinului sunt prezentate în figurile 14-18.Prin comparararea valorile forțelor de reacțiune cu sol obținute în testele experimentale pe platformele de forță prezentate în figura 13, cu cele rezultate în urma simulări numerice în ADAMS, se observă că sunt similare ca valori și alură. Ca și în cazul diagramei obținute experimental se constată că se pastrează cele două puncte de maxim și punctul de minim ale curbelor de variație ale forțelor de reacțiune cu solul în timpul testelor pe platformele de forța, și anume, cele două vârfuri coincid cu momentul în care călcâiul atinge podeaua și respectiv, cu momentul în care contactul cu solul se face cu degetele care împing podeaua înainte de ridicarea piciorului. Prima valoarea maxima, de 810-820N, adică (1.19-1,21) GCU, se înregistrează în faza de mers când călcâiul atinge podeaua, iar cel de-al doilea punct maxim, de 840-860 N, adică 1.23-1.26 GCU se înregistrează în faza de mers când degetele împing podeaua, înainte de ridicarea piciorului în vederea realizării pasului urmator.
Diferențele între curbele experimentale și curbele rezultate din ADAMS pot apărea în modelarea segmentelor manechinului care au fost onstruite prin aproximări ale valoriilor, dar și din modelarea condițiilor de contact și a contactului ale manechinului în timpul mersului.
Rezultatele simulării mersului pe sol al ansamblului manechin exoscheleton
În cadrul acestui subcapitol ne-am propus să efectuăm modelarea și simularea mersului ansamblului manechin-exoscheleton virtual prezentat în figuta 17, în ipostaza mersului pe suprafața, pornind de la datele experimentale și de la ciclul mediu obșinut la nivel de eșantion de subiecți sănătoși.
Fig. 17 Ansamblul vitrul manechin – exoscehelton pe suprafața solului
Rezultatele numerice ale simulării mersului exoscheletului atașat pe manechin sunt prezentate în figurile 18-20. În figura 18 sunt prezentate rezultatele numerice obținute pentru variația unghiulară a articulației genunchiului. în cele doua grafice se observă ca amplitudinea calculată a articulației genunchiului variază între 0 și 63° cu o amplitudine maximă de 63°. În figura 20 sunt prezentate variațiile unghiulare ale articulațiilor șoldului. Pentru toate cele șase articulații valoriile obținute prin simularea ADAMS sunt similar cu cele obținute în evaluăriile experimentale. Variațiile unghiulare ale articulațiilor gleznei sunt prezentate în figura 15 unde se observă faptul că diagram are atât valori positive cât și negative cuprinze între -7 și 8°.
Figurile 21-24 prezintă forțele de reacțiune cu suprafața de contact calculate pentru articulațiile șoldului, genunchiului și gleznei exoscheletului. Forța verticală de reacțiune atinge un maxim de 870N pentru articulația șoldului și 920N pentru articulația genunchiului. Forțele de reacție verticale calculate ajung la amplitudinea maximă atunci când piciorul exoskeleton se detașează de pământ. Figura 24 prezintă forțele de reacție la sol ale exoscheletului pentru ambele picioare. Valoarea maximă este de 980 N, de asemenea o valoare corelată cu greutatea manechinului virtual asistat (pacient). Greutatea ansamblului manechin – exoskeleton este de 790 N, astfel încât componenta forței orizontale a genunchiului exoscheletului este de aproximativ 1,23 ori greutatea modelului. Figura 25 prezintă cuplul calculat al motorului de acționare pe axa de rotație și puterea calculată a dispozitivului de acționare. După cum se observă, timpul pentru un pas este de aproximativ 1,5 s. Valorile vârfurilor sunt de 14 Nm, corespunzând fazei de contact la sol a picioarelor. Pentru faza oscilantă a exoscheletului, valorile forțelor și cuplul calculat sunt mai mici. Diagramele compuse pentru picioare prezintă variații repetitive. Rezultatele simulării permit să se concluzioneze că proiectarea exoscheletului picioarelor este adecvată pentru reabilitarea mersului uman.
Fig. 26 Comparația variației unghiului de flexie extensie
În figura 26 este prezentată o comparație a variației unghiulare dintre articulația genunchiului drept a sistemul exoschelet-manechin și articulația genunchiului uman drept. De asemenea, datorită variabilității mersului uman pentru o comparație relevantă sunt prezentate în aceeași diagramă variațiile articulației genunchiului exoschelet al subiectului uman pe un inrerval de mai multe cicluri, nu doar pe un ciclu de mers. Se observă că amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului uman variază între 59-62° iar și amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului a exeosceheletului este constantă la 63°. Deoarece mersul uman prezintă variabilitate de la o fază la alta și de la un subiect la altul, se observă în figura 26 că perioada corespunzătoare fiecărei faze făcute de subiectul uman diferă de la una la alta. Fazele efectuate de exoschelet nu prezintă variabilitate.
Rezultate ale simulării mersului pe banda de alergat
Pentru acest model de simulare, exoscheletul este purtat de un manechin uman conceput cu dimensiunile antropometrice ale unui subiectului uman. Modelul de simulare este completat cu o banda de alergat care are posibilitatea de a regla înclinarea. În figura 27 este prezentat modelul virtul am ansamblului manechin-exosceleton pe banda de alergat.
Fig. 27 Ansamblul vitrul manechin – exoscehelton pe banda de alergat
Pentru a defini contactul de la piciorul exoskeletonului și banda de alergare se folosește metoda ADAMS de impact, care este cea mai utilizată în acest caz, iar parametrii utilizați sunt: rigiditatea contactului, amortizarea, exponentul forței de contact și adâncimea de penetrare. Pentru această simulare, viteza benzii de alergare este la 2,5 km/h și unghiul de înclinare este setată la 0°, 3° și 7°.
Fig. 28 Variația unghiului de flexie extensie a articulatiei genunchiului 2,5km/h-7°
Fig. 31 Variația unghiului de flexie extensie pentru mers pe banda inclinata 2,5km/h-7°.
Rezultatele numerice ale simulării mersului exoscheletului atașat pe manechin sunt prezentate în figurile 28-3. În figura 31 este prezentată o comparație a variației unghiulare dintre articulația genunchiului drept a sistemul exoschelet-manechin și articulația genunchiului uman drept pentru testul de mers pe banda de așergat cu viteza de 2,5km/h și 7° înclinare. Se observă că amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului uman variază între 58-61° iar și amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului a exeosceheletului este constantă la 60°. Deoarece mersul uman prezintă variabilitate de la o fază la alta și de la un subiect la altul, se poate observa în figura 31 că perioada corespunzătoare fiecărei faze făcute de subiectul uman diferă de la una la alta. Fazele efectuate de exoschelet nu prezintă variabilitate.
a) b)
Fig. 35 variația fortelor de reactiune din membrul inferior drept pentru testele a) 2,5km/h-3° și b) 2,5km/h-7°
Figurile 32-35 prezintă forțele de reacțiune cu suprafața de contact calculate pentru articulațiile șoldului, genunchiului și gleznei exoscheletului pentru simularea mersului pe banda de rulare cu viteza de 2,5 km/h și 3° – 7° înclinare. Forța verticală de reacțiune atinge un maxim de 930N pentru articulația șoldului și 970N pentru articulația genunchiului. În acest caz, forțele de reacție verticale calculate ajung la amplitudinea maximă atunci când piciorul exoskeleton se află de bandă. Figura 35 prezintă forțele de reacție la sol ale exoscheletului pentru membrul inferior drpet. Valoarea maximă este de 1050 N, de asemenea o valoare corelată cu greutatea manechinului virtual asistat (pacient). Greutatea ansamblului manechin – exoskeleton este de 790 N, astfel încât componenta forței orizontale a genunchiului exoscheletului este de aproximativ 1,32 ori greutatea modelului.
Discutii
Variația unghiulară a articulației genunchiului este prezentată în figura 13. În fig. 14 și 15 sunt prezentate forțele de reacțiune cu suprafața calculate pentru articulațiile genunchiului și intreg membru inferior al exoscheletului în timpul mersului pe banda de alergare înclinată la 3° și 7°. Forța de reacțiun verticală a membrelor inerioare exoschelet crește cu înclinația benzii de alergare. La 3° înclinație banda de alergare valoarea maximă este de 1000 N și la 7° înclinare ajunge la 1100 N.
………
…….
Concluzii
Valorile obținute pentru cuplurile din articulații, în urma simularilor ADAMS sunt comparabile cu cele obținute de alți cercetători [CHO_2013]. Forțele de reacțiune dezvoltate în fiecare articulație a membelor inferioare sunt foarte utile pentru înțelegerea mișcării normale și patologice și pentru studiul tensiunilor și deplasărilor din articulațiile umane normale, în articulațiile cu afectiuni și în cele protetice sau ortotice, utilizând metoda cu elemente finite [CAL_2016, TAR_2016, CAT_2013, TAR_2014]. Având în vedere forțele de reacțiune obținute în articulația genunchiului prin simulare numerică, pot fi obținute hărțile de tensiuni și de deformtii dezvoltate în articulația osteoartritica și în cea protetică a genunchiului. [PRO_2007, CAL_2016, TAR_2016, CAT_2013]. Forțele de reacțiune cu solul sunt utile pentru studierea comportamentului dispozitivelor medicale bazate pe materiale compozite avansate sau pentru simularea și analizarea procesului de osteosinteză a fracturilor membrelor inferioare [CAL_2016].
Copyright Notice
© Licențiada.org respectă drepturile de proprietate intelectuală și așteaptă ca toți utilizatorii să facă același lucru. Dacă consideri că un conținut de pe site încalcă drepturile tale de autor, te rugăm să trimiți o notificare DMCA.
Acest articol: Elemente de anatomie și biomecanica mersului uman [308482] (ID: 308482)
Dacă considerați că acest conținut vă încalcă drepturile de autor, vă rugăm să depuneți o cerere pe pagina noastră Copyright Takedown.