În cele din urmă aș dori să mulțumesc familiei mele pentru înțelegerea și suportul acordat pe tot parcursul elaborării acestei lucrări. [308481]

[anonimizat] m-[anonimizat].

În primul rând aș vrea să mulțumesc doamnei Prof. univ. dr. ing. [anonimizat], [anonimizat]. Datorită dumneaei am avut oportunitatea de a [anonimizat], [anonimizat], [anonimizat], precum și prin premii și medalii.

În egală măsură aș dori să mulțumesc domnului Prof. univ. dr. Dănuț-[anonimizat], legate îndeosebi de cercetările aplicative în domeniul medical.

[anonimizat], [anonimizat]. univ. dr. ing. [anonimizat], doamnei Prof. univ. dr. ing. Doina Pislă și doamnei Prof. univ. dr. ing. Codruța Jaliu care au acceptat să facă parte din comisia de evaluare a tezei.

[anonimizat]. univ. dr. ing. [anonimizat]. univ. dr. ing. [anonimizat].

În cele din urmă aș dori să mulțumesc familiei mele pentru înțelegerea și suportul acordat pe tot parcursul elaborării acestei lucrări.

Craiova, 2019 Autorul

CUPRINS

Capitolul 1. Introducere, [anonimizat] a [anonimizat] o creștere statistică alarmantă a incidenței osteoartritei articulare, o [anonimizat], [anonimizat], [anonimizat], la intervenții chirurgicale de protezare și a efectelor nedorite.

[anonimizat]. Osteoartrita este a patra cea mai frecventă cauză a problemelor de sănătate la femei și a opta cea mai frecventă cauză la bărbați. Aproximativ 40% dintre persoanele peste 70 de ani sunt afectate de osteoartrita genunchiului. Aproximativ 80% dintre persoanele cu osteoartrita suferă de mobilitate limitată. Aproximativ 25% dintre persoanele care suferă de osteoartrită nu mai pot efectua cele mai importante activități de bază ale vieții de zi cu zi. [anonimizat], este necesară protezarea articulației. [anonimizat], [anonimizat]a optimizată și fabricarea unor prototipuri noi de dispozitive medicale necesare recuperării mișcărilor articulațiilor membrului inferior uman.

În urma acestor intervenții mobilitatea articulațiilor are de suferit, fiind necesară adoptarea unui program de recuperare a mobilității. În unele cazuri programul de recuperare se referă la executarea voluntară de mișcări ușoare și progresive ale membrelor inferioare, dar, în multe alte cazuri, este necesară utilizarea unor dispozitive medicale de tipul ortezelor sau exoscheletelor menite să contribuie la recuperarea mișcărilor articulațiilor umane, și, în general, la îmbunătățirea mersului uman.

Concordanța activităților de cercetare propuse în cadrul acestui proiect cu tendințele mondiale în domeniu este evidențiată și de bibliografia de specialitate analizată în cadrul tezei.

Obiectivul tezei constă în studiul biomecanic al mersului uman normal și patologic pe sol și pe banda orizontală și înclinată, cu aplicare în dezvoltarea unui dispozitiv de tip exoschelet pentru recuperarea mișcărilor articulațiilor umane ale membrelor inferioare. Pornind de la acest scop general, prezenta teză are următoarele obiective specifice:

Studiul biomecanic al mișcărilor articulațiilor membrelor inferioare umane pe eșantioane de subiecți sănătoși și pacienți, la mersul pe sol și pe bandă orizontală și înclinată;

Elaborarea modelului matematic al mersului normal pe sol în vederea obținerii legilor de variație ale forțelor de reacțiune cu solul;

Realizarea prototipului virtual și a prototipului fizic al exoscheletului utilizat pentru recuperarea mișcărilor articulațiilor membrului inferior uman;

Calculul cinematic al exoscheletului;

Simularea numerică a mersului unui manechin virtual independent și, respectiv, a mersului manechinului asistat de exoscheletul propus în teză.

Concordanța activităților de cercetare prezentate în cadrul acestei teze având tendințele în domeniu la nivel mondial este evidențiată de bibliografia de specialitate. Așadar, cercetările privind evaluările biomecanice ale membrelor inferioare, tehnicile de achiziții de date, dezvoltarea și proiectarea dispozitivului de recuperarea medicală, au fost prezentate și evidențiate în diverse lucrări de specialitate și conferințe naționale și internaționale, fapt prin care se confirmă actualitatea temei tezei.

După scurta prezentarea a obiectivelor și a scopului tezei în Capitolul 1, în Capitolul 2 sunt prezentate principalele elemente de anatomie a membrului inferior uman, precum și principalele elemente de biomecanică a articulațiilor membrelor inferioare umane.

În Capitolul 3 este prezentat stadiul la zi al cercetărilor în privința analizei biomecanice a mersului uman precum și al dispozitivelor de tipul ortezelor și exoscheletelor utilizate în recuperarea medicală a mișcărilor articulațiilor membrelor inferioare umane.

Capitolul 4 prezintă evaluările biomecanice ale articulațiilor membrelor inferioare atât în cazul subiecților sănătoși cât și în cazul pacienților afectați de osteoartrita genunchiului, înainte și după operația de protezare. Sunt prezentate rezultatele evaluărilor biomecanice, protocolul testelor experimentale realizate pe subiecți sănătoși și pe pacienți, achiziția și prelucrarea datelor experimentale ale mișcărilor de flexie-extensie ale celor șase articulații ale membrelor inferioare umane: articulația șoldului, genunchiului și gleznei. Totodată, au fost colectate și prelucrate datele experimentale necesare pentru studiul variației forțelor de reacțiune cu solul pentru testele de mers pe sol, atât pentru eșantionul de subiecți sănătoși, cât și pentru pacienți. Cei 14 subiecți sănătoși au executat câte 24 de teste experimentale, atât pe suprafața solului cât și pe banda de alergat cu viteze și înclinări diferite. Pacienții au parcurs câte cinci teste, înainte și după operația de protezare, trei pe suprafața solului și două pe banda de alergat. Pentru fiecare subiect și pacient, pentru fiecare test și pentru fiecare din cele șase articulații, datele culese experimental au fot prelucrate și au fost obținute ciclurile medii ale mișcărilor de flexie extensie precum și informații importante ale principalilor parametri cinematici ai mersului.

Capitolul 5 prezintă elaborarea unui model matematic al mișcării umane pe sol în vederea determinării numerice a forțelor de recțiune cu solul din timpul mersului. Apoi, pornind de la datele experimentale ale variației unghiurilor de flexie extensie a celor șase articulații ale membrelor inferioare culese în timpul testelor experimentale, s-au determinat, numeric, valorile, precum și diagrama variației forțelor de reacțiune cu solul, în vederea confirmării valabilității modelului matematic elaborat.

În cadrul Capitolului 6 este prezentată elaborarea modelului virtual al dispozitivului de recuperare de tip exoschelet propus în teza de doctorat în vederea asigurării recuperării mișcarilor de flexie-extensie ale articulațiilor membrelor inferioare. În prima parte este descrisă modelarea virtuala a acestuia în SolidWorks, precum și analiza mișcărilor fiecărei articulații componente în structura sa. În continuare este prezentat calculul cinematic al mecanismului exoscheletului. În ultima parte este prezentată realizarea prototipului fizic, precum și evaluările biomecanice ale articulațiilor exoscheletului, utilizând același sistem de achiziție și prelucrare de date, Biometrics. Viabilitatea modelului de exoschelet propus în teza de doctorat este confirmată prin compararea rezultatelor obținute prin simulări virtuale, prin metode matematice de analiză cinematică și prin evaluări experimentale.

Capitolul 7 este dedicat analizei cinematice și dinamice a mersului uman și al exoscheletului, utilizând sistemul software ADAMS. Capitolul începe cu definirea modelului virtual al manechinului și a proprietăților masice, necesară simulării.

Au fost analizate trei variante de simulare: deplasarea manechinului virtual pe suprafața solului, deplasarea manechinului virtual asistat de exoschelet pe suprafața solului și deplasarea manechinului virtual asistat de exoschelet pe banda de alergat.

În urma simulărilor numerice virtuale au fost obținute atât variația ciclurilor mișcării de flexie extensie, cât și variația forțelor de reacțiune cu solul. În final au fost efectuate comparații între rezultatele simulărilor și rezultatele obținute experimental pe subiecți, în vederea validării modelului virtual și al prototipului fizic al exoscheletului propus în teza de doctorat ca soluție pentru recuperarea mișcărilor articulațiilor umane ale membrelor inferioare umane.

Capitolul 8 prezintă diseminarea rezultatelor cercetărilor din cadrul tezei de doctorat, contribuțiile originale ale autorului, precum și direcțiile viitoare de cercetare în domeniul de cercetare abordat.

Capitolul 2. Elemente de anatomie și biomecanica mersului uman

Ființa umană se deplasează și acționează asupra mediului cu ajutorul unui „aparat de mișcare”. Acesta este alcătuit dintr-un sistem de pârghii rigide – oasele – legate între ele prin articulații formând scheletul osos, sau componenta pasivă a aparatului de mișcare. Componenta activă este reprezentată de musculatura striată, aflată sub comanda sistemului nervos, astfel încât întregul aparat este subordonat direct sistemului nervos. Scheletul osos este format din peste 200 de piese osoase legate între ele printr-un ansamblu de articulații [MP1998].

2.1. Sistemul osos

Sistemul osos prezentat în figura 2.1 reprezintă totalitatea oaselor existente în corpul uman. Acesta servește ca suport 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 mișcările corpului uman [VP2003].

Sistemul osos determină rigiditatea corpului, asigură suportul organelor corpului și ajută la executarea diferitelor tipuri de activități zilnice. Fiecare os este diferit, prezintă caracteristici legate de poziția în corp, funcția îndeplinită, vascularizare și structură. O caracteristică importantă este dată de funcția pe care o îndeplinește fiecare os, astfel funcțiile sunt împărțite în două categorii: biologice și mecanice [MS2007].

Funcțiile mecanice:

-de suport, realizează fixarea organelor și mușchilor;

-de aparat antigravitar, asigură respingerea forțelor gravitaționale exercitate asupra corpului;

-de mișcare, prin formarea de pârghii acționate de mușchi;

-de protecție prin formarea canalelor osoase, a cutiei craniene, cavității osoase (cavitatea bazinului, cutia toracică); 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 scheletul membrului inferior liber și centura pelviană.

Centura pelviană este formată din oasele coxale, care leagă coloana vertebrală cu membrul inferior, formând, împreună cu vertebrele coccigiene și osul sacrum, bazinul osos.

Scheletul membrului inferior se compune din trei segmente:

– scheletul coapsei, compus din osul femur;

– scheletul gambei, compus din tibie și fibulă;

– scheletul piciorului, compus din 26 de oase care formează trei grupe: tarsul, metatarsul și oasele degetelor [MS2007].

Femurul (femur) figura 2.2. este un os tubular lung format dintr-un corp și două epifize. Lungimea este diferită în funcție de sex, lungimea medie la un bărbat adult fiind de 48 cm. Pe epifiza proximală e situat capul femurului care este unit cu corpul prin colul femurului, formând unghiul cervico-diafizar care măsoară aproximativ 125 – 130ș. Mărirea unghiului duce la mișcarea de abducție a membrului inferior, deformație numită coxa valga, iar micșorarea lui se soldează cu adducție, deformație ce poartă denumirea de coxa vara [MS2007].

Rotula (patella) este un os scurt turtit, situat în tendonul mușchiului cvadriceps femural. Fața anterioară este rugoasă și convexă, iar fața posterioară este destinată articulației

cu fața patelară a femurului [MS2007], [VP2003].

Fig. 2.1. Vedere frontală, laterală și posterioară a scheletului uman [WJAN]

Fig. 2.2. 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 despărțite la nivelul diafizelor printr-o zonă interosoasă [MS2007], [VP2003].

Tibia, prezentată în figurile 2.3. și 2.4. este un os lung cu direcție verticală. Tibia are un corp și două epifize. Forma acestuia este prismatic triunghiulară și prezintă trei fețe și trei margini [MS2007], [VP2003].

Epifiza superioară sau proximală este o masă voluminoasă, alungită în sens transversal, fiind constituită din doi condili: condilul medial și condilul lateral. Fiecare condil prezintă o față superioară articulară, separat prin eminența intercondilară. Inferior condilului lateral se găsește partea articulară fibulară. Tibia este mai voluminoasă decât fibula având în vedere faptul că toată greutatea corpului se transmite la oasele tarsiene prin tibie. Ele sunt unite prin extremitățile proximale și distale, și sunt separate prin spațiul interosos al gambei [MS2007], [VP2003].

Fibula sau peroneul este un os tubular lung ce pare torsionat pe axul său. Prezintă un corp și două epifize. Corpul este prismatic triunghiular și este învelit aproape în întregime de mușchi. Prezintă trei fețe și trei margini: fața laterală (Facies lateralis) prevăzută cu un șanț longitudinal, în care se inseră mușchii peronieri; fața medială (Facies medialis) pe care se inseră extensorul lung al degetelor și lung al halucelui; fața posterioară (Facies posterior) aceasta este cea mai voluminoasă dintre cele trei fețe. Prezintă o creastă longitudinală numită creasta medială (Crista medialis). Cele trei margini sunt: anterioară, posterioară, medială [MS2007], [VP2003].

Fig. 2.3. Vedere superioară a capătului proximal al tibiei piciorului drept [SIN78]

Fig. 2.4. Vedere frontală și laterală a tibiei [SIN78]

Tarsul

Este un os 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 formând un unghi mediu de 115ș, iar unghiul de declinație se deschide medial și are în medie 158°. În funcție 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

Este osul cel mai voluminos al tarsului. Prezentat în figura 2.5., prezintă o formă prismatică alungit antero-posterior și ușor turtit transversal. Pe partea superioară a calcaneului distingem trei fețe articulare – anterioară, medie și posterioară – ce corespund fețelor calcaniene de pe partea inferioară a talusului. Antero-superior, șanțul calcanean este limitat printr-o proeminență, numită suportul astragalului, pe care se sprijină capul talusului [MS2007], [VP2003].

Fig. 2.5. Oasele piciorului, vedere superioara [SIN78]

2.2. Mușchii scheletici

Mușchii scheletici (Musculi skeleti) prezentați în figura 2.6. 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 care au loc între segmentele 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 realiza o tracțiune la extremități. În acest fel se realizează deplasarea segmentelor sau fixarea segmentelor într-o anumită poziție.

Elasticitatea reprezintă proprietatea mușchiului de revenire 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 se fixează pe oasele bazinului, vertebrele sacrale și lombare 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 (mușchi flexori ai coapsei și mușchi extensori ai gambei), medial (mușchi aductori), posterior (mușchi extensori ai coapsei și mușchi 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 fabular ventral, mușchiul tibial posterior, mușchiul flexor lung al halcelului, mușchiul popliteu [MS2007], [VP2003].

Fig. 2.6. Vedere frontală și posterioară a sistemului muscular al membrului inferior [SIN78]

2.3. Articulațiile membrelor inferioare

Articulațiile sunt organe ale locomoției, ale deplasării corpului în spațiu, contribuie la menținerea poziției corpului și asigură deplasarea segmentelor 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 prezentată în figura 2.7. este o articulație de formă sferoidală cu trei axe de mișcare, cu o mare importantă mișcare 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 în raport cu axul diafizei femurale și vârful marelui trohanter, dându-i 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. 2.7. Articulațiile șoldului [WLDO]

Articulația genunchiului prezentată în figura 2.8. 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 locomoției [MP1998].

Suprafețele articulare se regăsesc la nivelul epifizei distale a femurului, pe partea posterioară a patelei și la nivelul epifizei proximale a tibiei. Epifiza distală a femurului contribuie 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 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 intercondiționă 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 și Ligamentul cruciat posterior, care 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 dintre femur și tibie [MS2007], [VP2003], [MP1998].

Cartilajele sunt țesuturi cartilaginoase 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. 2.8. Articulația genunchiului [WLDO]

Articulația talocrurală prezentată în figura 2.9. numită și articulația gleznei, 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 călcâiului și împingerea centrului de greutate al corpului înainte în flexia plantară [MS2007], [VP2003], [MP1998].

Fig. 2.9. Articulațiile piciorului, margine externă [WLDO]

2.3. Elemente de biomecanica mersului uman

Locomoția corpului uman reprezintă orice formă de mers, alergat, săritură, 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, reacțiune.

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, fie 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 călcâiului. 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 lucrări de specialitate autorii împart ciclul de mers într-un număr de 8 faze – figura 2.10.: contactul inițial, răspuns la încărcare, fază de sprijin mijlociu, faza de 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 – figura 2.11. [LAL2015].

Fig. 2.10. Ciclul de mers cu 8 faze [JP 2010]

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 figura 2.12.. Puterea este reprezentată printr-o săgeată aferentă fiecărei articulații, iar puterea musculară este reprezentată prin săgeți în jurul fiecărei articulați orientate conform curgerii energiei [DAW1978].

Fig. 2.11. Ciclul de mers cu 7 faze [LAL2015]

Fig. 2.12. Analiza detaliată a puterii mecanice în timpul diferitelor

faze ale mersului, ciclul de mers cu 6 faze [DAW1978]

2.4. Fazele mersului

Faza de început a unui ciclu de mers este contactul inițial – figura 2.13., 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 extindere completă a genunchiului, șoldul executând o flexie de aproximativ 30°, iar glezna deplasându-se într-o flexie planetară [SS2015], [DAW2009], [MP1998].

Fig. 2.13. Contactul inițial Fig. 2.14. Răspuns la încărcare [MP1998]

Faza de răspuns la încărcare – figura 2.14. 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 apărute 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]. În faza de sprijin mijlociu – figura 2.15. corpul este susținut 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. 2.15. Fază de sprijin mijlociu Fig. 2.16. Fază de sprijin terminală [MP1998]

Faza de sprijin terminală – figura 2.16., are ca scop definirea pasului. Are ca punct de început ridicarea călcâiului din contactul cu solul urmat de o pendulare a celuilalt membru inferior până în momentul de contact al călcâiului cu suprafața solului. Obținerea accelerației are loc prin căderea înainte a centrului de greutate al corpului prin contracția concentrică a tricepsului. În această fază genunchiul execută o extensie de 10ș, urmată de o aducere în flexie astfel genunchiul devine flectat la 1-5° iar la nivelul gleznei se produce o supinație [SS2015], [MP1998].

Pendularea – figura 2.17., începe la contactul călcâiului cu suprafața solului și continuând până la ridicarea degetelor celuilalt 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 flexia plantară a gleznei crește la 20° [SS2015], [MP1998].

Pendularea inițiala debutează cu ridicarea degetelor membrului inferior de pe suprafața solului. Are 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 plantară până la o poziție neutră [SS2015], [MP1998].

Pendularea mijlocie are ca scop menținerea unui spațiu suficient între picior și suprafața solului. În această 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 terminală, scopul acesteia fiind acela de obținere a unei reduceri corecte a accelerației gambei, și de poziționare corectă a piciorului, urmând contactul cu solul [SS2015], [MP1998].

Fig. 2.17. Pendularea [MP1998]

Alergarea reprezintă o mișcare ciclică, în care deplasarea corpului 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 împarte în două faze: faza de sprijin și faza de pendulare.

Faza de sprijin are ca primă subfază absorbția care reprezintă contactul inițial, care se poate face cu călcâiul, cu 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 execută mișcarea de extindere, centrul de greutate fiind împins în față.

Ca și faza de sprijin, cea de pendulare este împărțită în două subfaze, pendularea inițială și pendularea terminală. Odată cu ridicarea degetelor și executarea primei plutiri duble începe 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 părții din față a piciorului, iar cel de-al treilea mod de contact se realizează cu toată talpa. În figura 2.18. este prezentat un ciclu de alergare când contactul cu suprafața solului se face desculț prin călcâi (fig. a), când contactul cu suprafața solului se face desculț prin partea frontală (fig. c), și când contactul cu suprafața solului se face purtând încălțăminte sport prin călcâi (fig. b). Se poate observa ca purtarea pantofilor sport reduce rata tranzitorie de încărcare [DEL2010].

Fig. 2.18. Forțele de reacțiune ale solului vertical și cinematica piciorului [DEL2010]

2.5. Biomecanica membrului inferior

La nivelul articulației membrului inferior se realizează următoarele mișcări:

Articulația soldului – mișcarea de flexie-extensie, abducție-aducție și rotație;

Articulația genunchiului – mișcarea de flexia-extensie, rotația, înclinarea laterală și medială;

Articulația gleznei – mișcarea de flexie-extensie și supinație-pronanție (eversie-inversie).

Biomecanica articulației șoldului (coxo-femurală)

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 de flexie-extensie, abducție-adducție, rotație și circumducție. Datorită lungimii femurului și a unghiului de înclinație, mișcările de flexie-extensie și mișcările de abducție-adducție sunt asociate cu mișcări de rotație [VP2003], [MP1998].

Mișcarea de flexie-extensie se realizează față de o axă transversală ce traversează vârful trohanterului mare. Prin executarea mișcării de flexie, coapsa ajunge aproape de partea anterioară a abdomenului, iar, prin extensie, ea se îndepărtează. Flexia este produsă de mușchii situați anterior pe ax, iar cei situați posterior realizează extensia. În flexie are loc relaxarea părții anterioare a capsulei și a ligamentului iliofemural. Amplitudinea mișcărilor de flexie-extensie este determinată de poziția în care se află genunchiul astfel, atunci când genunchiul este întins unghiul maxim al flexiei coapsei va fi de 90°. În cazul genunchiului flectat, flexia coapsei atinge 130°. Este posibilă și executarea unei extensii de tip hiperextensie, ca în cazul mișcărilor de patinaj sau balet [VP2003].

Mișcarea de abducție – aducție se execută în jurul unui axe sagitale care traversează centrul capului femural. Prin abducție 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. În cazul în care 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 un unghi de 140° [VP2003], [MP1998].

Mișcarea de rotație se realizează în jurul unei axe verticale care traversează capul femural. Mișcarea de rotație înspre interior are o amplitudine maximă de 40°, în timp ce mișcarea de rotație înspre exterior are amplitudinea de 45°. În cazul pozițiilor de flexie și abducție în care se află coapsa (cu ligamentele relaxate), maximul amplitudinii 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 ai șoldului. Executarea circumducției presupune învârtirea capului femural în acetabul. În acest caz epifiza inferioară a femurului realizează un cerc, iar diafiza acesteia formează un con.

În cazul urcării scărilor, unghiul flexiei prezintă 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°. În cazul mișcărilor cotidiene au rezultat valori medii de 120ș pentru flexie și 20° pentru abducție și rotație [VP2003], [MP1998].

Fig. 2.19. Mișcările articulației șoldului: flexie-extensie, abducție-adducție, rotație internă-rotație externă [WCLG]

Biomecanica articulației genunchiului

Articulația genunchiului permite transmiterea greutății corpului uman atât în mișcare cât și în statică. Este o articulație cu un singur ax, cele două mișcări principale, prezentate în figura 2.20., care pot fi executate 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: semimembranosul, bicepsul femural și semitendinosul. Unghiul maxim care poate fi realizat de flexia genunchiului este de 130ș. Începând 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 principal de acțiune în cazul mișcării de extensie este mușchiul cvadriceps. În limitarea mișcării de extensie intervin ligamentele posterioare și ligamentul încrucișat anterior. Mișcarea de extensie poate ajunge la un unghi maxim de 180ș [VP2003], [MP1998].

Fig. 2.20. Unghiul maxim realizat în timpul mișcării de flexie-extensie [SKMO]

Prin mișcarea de rotație se înțelege răsucirea gambei pe coapsă sau a coapsei pe gambă. Este realizată în jurul unui ax vertical care 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, imprimându-i acesteia mișcări oscilatorii pendulare, atât în sens medial lateral, cât și în sens lateral. [VP2003], [MP1998]

Cinetica genunchiului analizează forțele care acționează 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 174ș. 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 6° 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 articulației gleznei

Articulația gleznei este caracterizată prin următoarele mișcări: flexie-extensie dorsală, abducția, adducția, circumducția, 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 medio-sagital al corpului. Abducția este mișcarea inversă adducției, cea prin care vârful degetului mare se depărtează de planul medio-sagital.

Circumducția este mișcarea în care vârful degetului mare descrie un cerc; ea rezultă din executarea repetată a mișcărilor de abducție-aducție.

Supinația este mișcarea prin care muchia medială a piciorului se ridică de pe suprafața solului, astfel că partea plantară este direcționată spre planul medio-sagital.

Pronația este mișcarea inversă, prin care muchia laterală se ridică de pe suprafața solului, astfel încât partea plantară este direcționată în afară [VP2003], [MP1998].

Fig. 2.21. Unghiurile maxime realizate în articulația gleznei [WCLG]

Cinetica gleznei

La nivelul articulației gleznei, în echilibru static, forțele externe și interne se neutralizează reciproc, nu există accelerație liniară sau unghiulară. În timpul mersului forțele de compresiune și de forfecare acționează la nivelul articulației. Principala forță de compresiune apărută 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 nivelul solului, iar maximul forței de forfecare este atins după ridicarea călcâiului de pe sol. Forța de reacțiune articulară crește până de 3-5 ori greutatea corpului, odată cu creșterea vitezei de deplasare.

2.6. Afecțiuni ale genunchiului uman

Mersul pe jos este una din dintre activitățile de baza ale omului prin care acesta de deplasează. Fiind una din activitățile de rutină, mulți oameni nu dau importanță stilului de mers, dar când intervine o vătămare sau o durere, mersul normal poate fi modificat, ceea ce duce la un mers anormal sau la probleme grave de sănătate ale membrelor 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 care suferă deja de afecțiuni ale osoaselor și articulațiilor, inclusiv osteoartrita, prezentând o creștere importante din cauza creșterii numărului de persoane ce depășesc vârsta peste 50 de ani până în anul 2020. O altă estimare arată că, datorită creșterii alarmante a cazurilor de osteoartrită, 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 articulației genunchiului vor crește cu până la 3,48 milioane de proceduri (~ 673%) între anii 2005 și 2030 [KUR2007]. Situație similară se află și la nivelul României.

Gonartroza (osteoartrita genunchiului) este o formă de artrită cel mai des întâlnită, în special la persoanele cu vârstă înaintată. Este denumită boala degenerativă a articulațiilor ce afectează cartilagiile, adică țesuturile care îmbracă osul la capătul care se fixează în articulație – figura 2.22. Rolul cartilajului este acela de a contribui la efectuarea mișcării, dar are și rol de a absorbi șocurile produse în timpul mișcării. În cazul gonartrozei, suprafața cartilajului se poate deteriora, fapt care produce durerea, inflamare și pierderea mobilității articulațiilor [ANT2008, [DEN1977].

Fig. 2.22. Vedere anterioară – articulație genunchi uman afectat de gonartroză [WMAL]

Gonartroza genunchiului este întâlnită cel mai des în cazul femeilor, în 70% din cazuri pacienții suferă de artroza primară, iar în cazul bărbaților, în cele mai multe cazuri pacienții suferă de artroza secundară [TAR2016/1].

•Peste 40% din persoanele peste 70 de ani suferă de osteoartrita genunchiului.

•Aproximativ 80% din persoane care suferă de osteoartrită 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 activitățile de zi cu zi.

Gonartrozele ce sunt considerate primitive apar în urma reducerii rezistenței cartilajului, cu o predilecție marcată la femei, în jurul vârstei menopauzei. Frecvent întâlnite sunt asocierile cu obezitatea (aproximativ 45-65%) și cu varicele (între 20 și 44% dintre cazuri).

Gonartroza este mai des întâlnită la vârstnici însă și la persoanele tinere poate apărea în urma unor accidente care afectează articulațiile. De fapt, mai mult de jumătate din populația în vârstă de peste 65 de ani prezintă la radiografie modificări caracteristice osteoartritei la cel puțin o articulație.

Cauzele care pot conduce către gonartroză sunt:

a. Deviația axelor mecanice ale femurului și tibiei în plan frontal;

b. Excesul de greutate;

c. Dezalinierea axelor genunchiului în plan sagital;

d. Activități sportive excesive;

e. Cauze biologice;

f. Traumatisme;

g. Leziunile de menisc;

h. Instabilitate cauzată de leziunile ligamentelor genunchiului.

Gonartroza afectează fiecare persoană în mod diferit. Odată cu apariția ei, această afecțiune, prin limitarea activității fizice din cauza durerilor și a mobilității reduse a articulațiilor, cauzează depresie, anxietate, absentarea de la locul de muncă și afectarea vieții de zi cu zi.

Capitolul 3. Stadiul la zi al cercetărilor privind sistemele de recuperare medicală

3.1. Introducere

În zilele noastre, importanța măsurării și analizării variabilității mersului a crescut și este din ce în ce mai recunoscută și utilizată în biomecanică și în domeniul cercetării clinice. Analiza clinică a mersului constă, de obicei, în măsurarea parametrilor de mers, analiza cinematică, măsurarea cinetică și electromiografia. Spațiul și parametrii temporali ai mersului oferă informații utile pentru diagnosticare și acțiune terapeutică [BRK1989]. În domeniul medical, cunoașterea caracteristicilor mersului, monitorizarea și evaluarea schimbărilor în mersul uman, dezvăluie informații importante despre măsurarea obiectivă cantitativă a parametrilor de mers și despre evoluția și diagnosticarea precoce a diferitelor boli [MDLH2014, SDH2001, SDH2002, SDH2005, WT2012, CF2014].

Modificările și tulburările de mers reprezintă principalele probleme ale bolilor neurodegenerative, cum ar fi scleroza multiplă, boala Parkinson, sindromul post-poliomielit, tumori cerebrale, patologii cerebrovasculare, boli neuromusculare sau osteoartrita articulară. Pacienții cu scleroză multiplă prezintă modificări importante ale mersului, cum ar fi trepte mai scurte, ritmuri mai înalte sau viteză mai mică de mers pe jos, comparativ cu subiecții sănătoși. Boala Parkinson este o tulburare neurodegenerativă complexă caracterizată prin diverse tulburări motorii, incluzând tremor, instabilitate posturală, mișcare cu viteză redusă, rezistență la mișcările impuse extern, dificultate foarte mare în planificarea și executarea sarcinilor care nu necesită atenție [CF2014]. Deteriorarea creierului este corelată cu performanțele limitate ale echilibrului și variabilitatea crescută a ciclului de mers.

Tulburările musculo-scheletale sunt cele mai frecvente cauze ale durerii cronice și ale restricțiilor privind mobilitatea și performanțele fizice, ceea ce poate conduce, în situații extreme, la o morbiditate crescută [WBWM]; acestea afectează sute de milioane de oameni din întreaga lume, cu creșteri foarte mari așteptate până în 2020, din cauza creșterii numărului de persoane de peste 50 de ani [WBWM].

Osteoporoza este o boală caracterizată prin scăderea masei osoase și deteriorarea structurii osoase și reprezintă o problemă majoră legată de deficiențele de mers și de echilibru. Pentru persoanele care suferă de osteoporoză, riscul de fracturi este crescut și căderile reprezintă unul dintre factorii de risc mai mari [JOH2006]. Șoldul este cea mai gravă complicație a osteoporozei la persoanele în vârstă. Alte studii au constatat creșterea mortalității în cazul pacienților cu fractură de șold în perioada post-fractură imediată [KJA2012]. Incidența fracturilor de șold osteoporotice se așteaptă să crească în deceniile următoare, pe măsură ce populația vârstnică crește [KJA2012]. Imediat după fractură și, de asemenea, la câțiva ani după fractura de șold, pacienții, atât bărbați cât și femei, prezintă un risc mai mare de a prezenta complicații în comparație cu populația generală, indiferent de vârstă [KJA2012]. Cel mai mare număr de fracturi osteoporotice au avut loc în Europa (34,8%).

Osteoartrita articulară, este una dintre acele boli cronice majore care se întâlnește de obicei la persoane de vârstă medie și înaintată ce afectează un număr mare de populație. Osteoartrita este a patra cea mai frecventă cauză a problemelor de sănătate în cazul femeilor și a opta cea mai frecventă cauză la bărbați. Aproximativ 40% dintre persoanele peste 70 de ani suferă de osteoartrita genunchiului și aproximativ 80% dintre persoanele cu osteoartrita au mobilitate limitată [WBWM]. Aproximativ 25% dintre persoanele care suferă de osteoartrită nu mai pot efectua unele dintre cele mai importante activități de zi cu zi [WBWM]. Există multe cauze ale osteoartritei: abaterea axei mecanice în plan frontal, excesul de greutate, activitățile sportive excesive, trauma, leziunea biologică, distrugerile meniscului, instabilitatea datorată leziunilor ligamentului genunchiului. Osteoartrita articulațiilor implică un proces degenerativ al cartilajului în articulații care duce la pierderea acestuia [WBWM]. În ultimul stadiu al bolii osteoartritei, în general, este necesară protezarea articulației. Înlocuirea integrală, prin protezare, a șoldului și înlocuirea totală, prin protezare, a genunchiului sunt tratamente eficiente, reducând durerea, sporind mobilitatea și îmbunătățind calitatea vieții. Se estimează că, din cauza creșterii drastice a cazurilor de pacienți cu osteoartrită, până în 2030, în S.U.A., numărul total al artroplastiilor totale de șold se estimează că va crește cu aproximativ 572 000 (~174%), în timp ce artroplastiile totale ale articulației genunchiului se estimează că vor crește cu 3,48 milioane de proceduri (~673%) între 2005 – 2030 [KUR2007]. Numărul procedurilor de revizuire a șoldului în SUA va fi dublu până în anul 2026, în timp ce numărul de cazuri ale reviziei de genunchi s-a dublat pana în 2015.

Obiectivele tehnicilor de analiză a mersului se bazează pe folosirea diferitelor dispozitive pentru captarea și măsurarea informațiilor legate de diferiții parametri de mers [MDLH2014] permițând o evaluare obiectivă și eficientă a parametrilor de mers, oferind specialiștilor o cantitate mare de informații despre mersul pacienților [MDLH2014].

În ultima perioadă de timp, se manifestă un interes considerabil în dezvoltarea tehnologiilor de evaluare a mișcării umane care pot fi utilizate în afara mediului clinic sau al laboratorului. Astfel de tehnologii permit măsurătorile la domiciliu, la locul de muncă, la spital, în săli de sport, pe terenul sportiv sau în fiecare mediu care prezintă interes pentru monitorizarea și evaluarea mersului normal și patologic. Sistemele bazate pe senzori portabili fac posibilă monitorizarea pacienților afectați de dizabilități de mișcare, precum și a rezultatelor reabilitării, obținerea de date care trebuie achiziționate în afara laboratorului în mediul natural al pacientului și captarea informației despre mersul uman în timpul activităților zilnice ale persoanei.

Sistemele de senzori portabili utilizează senzori localizați pe mai multe părți ale corpului, cum ar fi picioare, glezne, genunchi, coapse, șolduri, gât, cap, sau torace. Acestea includ senzori de tip electrogoniometre, accelerometre, senzori giroscopici, magnetometre, senzori de forță, extensometre, senzori electromiografici etc. Progresele tehnologice recente au permis producerea de senzori care sunt mai mici, mai ușori și mai robuști decât versiunile anterioare [SPB2014]. Identificarea tulburărilor de mișcare, îmbunătățirea stabilității mersului, evaluarea rezultatelor chirurgicale și reducerea încărcării articulare sunt cele mai importante aplicații clinice ale senzorilor portabili și ale sistemelor de date de achiziție [SPB2014]. Utilizarea sistemelor de senzori portabili în achiziția de date umane prezintă multe avantaje, după cum se arată în [SPB2014]: analiza transparentă și monitorizarea mersului în timpul activităților zilnice și pe termen lung; culegerea și monitorizarea datelor în orice loc, în interiorul sau în exteriorul laboratorului [SPB2014]. Sistemele simple, formate din un singur accelerometru sau un singur contact-switch de picior, au fost folosite pentru a detecta diferiți parametri spațiotemporali, cum ar fi numărul de pași, lungimea pasului, cadența și viteza de mers [YAS2012, TKR2009], în timp ce sistemele mai complexe prezintă în structura lor un număr mare de accelerometre, giroscoape și magnetometre pentru măsurarea cinematicii articulațiilor și segmentelor corpului uman [CF2014]. Goniometrele sunt senzori ce pot fi utilizați pentru măsurarea unghiurile articulațiilor umane, si anume, gleznele, genunchii, șoldurile, metatarsienele, dar și pentru alte articulații [LML2008, NRW2008, MCM2006, HDJ2006, TAR2013/a, TAR2013/b]. Electrogoniometrele flexibile au fost utilizate pentru a cuantifica diferențele între mișcările de flexie / extensie a genunchiului înainte și după intervenția chirurgicală de protezare totală a genunchiului pentru pacienții cu osteoartrită [TAR2013/c].

Tehnologiile avansate care stau la baza senzorilor portabili pot asigura o asistență medicală mai accesibilă prin dezvoltarea de dispozitive de măsurare non-invazive care să ofere feedback în timp real furnizorilor de servicii medicale și pacienților în timpul activităților lor zilnice [JDA2015, BMM2013, PPA2010, CHY2013, PKS2003, SMC2012, KUN2011, SAL2013]. Progresele recente din domeniul tehnologiei informației, al rețelelor de senzori și al dispozitivelor miniaturizate permit găsirea de soluții noi pentru monitorizarea și îngrijirea persoanelor în vârstă [CHY2013].

Măsurarea și comunicarea în timp real între sistemele de senzori portabili, pacienții și furnizorii de servicii de sănătate au efecte semnificative asupra calității vieții pacientului [PKS2003].

Un număr mare de studii demonstrează avantajele, precizia și valabilitatea senzorilor portabili pentru a măsura și analiza diferiții parametri ai mersului uman normal sau patologic. Lucrările de cercetare au studiat subiecții sănătoși [TKR2009, SMC2012, KUN2011] sau s-au efectuat pentru a evalua aspectele legate de reabilitarea mișcărilor articulațiilor după intervenții chirurgicale [JOH2006, KJA2012] sau pentru identificarea diferențelor cinematice în timpul mersului pentru eșantioanele de pacienți, cum ar fi pacienții cu osteoartrită [SAL2013, LML2008, NRW2008, TAR2013/c, TAR2014/a, MCM2006, ZJA2008] cu pierderea vestibulară [HFB2009], pacienții cu boala Parkinson [BSJ2008, AAL2005], pacienții cu articulații protezate [NRW2008, MCM2006, JBM2012], comparativ cu subiecții sănătoși.

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-scheletale. 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 portabili, este posibilă monitorizarea tulburărilor mersului patologic, precum și a îmbunătățirii mersului în timpul perioadei de reabilitare [MDLH2014, DT2016, WT2012, DTIG2018, TAR2016/2].

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 exoskelete. O orteză prin definiție strictă este un dispozitiv mecanic specializat care susține sau suplimentează articulațiile sau membrele cu deficiențe 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 și cea 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 unei articulații 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-extensie.

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 exoskeletelor 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. Din cauza 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 în care orteza împiedică desfășurarea normală a activităților de zi cu zi, astfel încât mulți cercetători au încercat reducerea gabaritului sau utilizarea unor materiale mai ușoare [YLP2011].

3.2. Orteza

Orteza reprezintă 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 îmbunătăți 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.

3.2.1. Orteze pasive

O ortezǎ pasivă este dispozitivul aplicat pe un segment al organismului uman cu scopul de a corecta sau a aduce o îmbunătățire funcției pe care o servește sau pentru a reduce simptomele unei boli. Orteza este un dispozitiv aplicabil extern, care acționează ca suport sau asistă sistemul neuromusculoscheletic. Orteze fixe sunt de diferite forme și sunt realizate din diverse materiale. Unele dintre acestea sunt realizate la comandă pentru fiecare utilizator. Altele sunt fabricate pentru un eșantion de pacienți, pe diferite mărimi (mici, medii și mari). Toate au ca scop principal îmbunătățirea funcției locomotorii și reducerea tensiunilor care produc durere sau diformități.

3.2.1.1.Dispozitivele ortotice fixe

Se utilizează pentru a imobiliza și stabiliza genunchiul în cazul entorselor de genunchi, luxații și fractură de rotulă, sau ca tratament post operator. Este confecționată din materiale plastice (termoformabil), căptușită cu material multiform. Este prevăzută cu un sistem de închidere velcro.

Orteza de genunchi fixă (cu articulație reglabilă de noapte) prezentată în figura 3.1. se utilizează în cazurile de instabilitatea laterală a genunchiului, după fracturi, entorse și luxații. De asemenea, este indicată ca tratament ortopedic și post operator. Închiderea se face cu Velcro.

Fig. 3.1. Orteza fixă de genunchi TRIATEX [WENL]

Orteza StabiloGen prezentată în figura 3.2. este o ortezǎ utilizată pentru fixarea rotulei confecționată din micro fibre. Prezintă un inel de silicon perirotulian și două tije de susținere pe fiecare parte. Fibrele țesăturii sunt orientate în două direcții diferite. Este confortabilă, având o căptușeală pentru fosa poplitee. Acest tip de orteză este recomandat pentru instabilitate rotulianǎ (tendințǎ spre luxații), hidrartrozǎ, artroze și artrite, stări post-operatorii, laxitatea ligamentelor.

Fig. 3.2. Orteza StabiloGen® [WENL]

Orteza PUSH MED® prezentată în figura 3.3. asigură un sprijin de nivel înalt, iar protecția articulației genunchiului este realizată prin sprijinirea în direcția medio-lateralǎ cu ajutorul unei construcții mecanice,

Acest tip de orteză nu obstrucționează flexia și extensia genunchiului. Întăriturile prinse în balamale urmează punctul natural de rotire al genunchiului. Aplicația de silicon stimulează articulația genunchiului, ceea ce are rolul de a preveni o traumă iminentă. Confecționarea are la bază Sympress™ și este recomandată pentru artroză fără hidrartrozǎ, artrită reumatoidă fără sinovită, instabilitate funcțională după leziuni ligamentare, instabilitate reziduală în urma unor traumatisme ale ligamentelor colaterale, tratament de durată în urma unor intervenții chirurgicale la nivelul ligamentelor.

Fig. 3.3 Orteza PUSH CARE® [WENL]

3.2.1.2.Dispozitivele ortotice mobile

Se utilizează în cazul instabilități laterale a articulației genunchiului în urma unei fracturi, luxații, entorse, fiind indicată ca tratament de tip ortopedic și post operator. Sunt confecționate din neopren și două articulații metalice care susțin lateral genunchiul. Prinderea se face pe coapsă și pe gamba cu bandă tip velcro elastică.

Orteza de genunchi mobilă cu închidere anterioară și articulații mobile se utilizează pentru instabilitatea laterală a genunchiului după fracturi, luxații, entorse, fiind indicată atât ca tratament de tip ortopedic cât și post operator.

Orteza mobilă de genunchi Innovator® prezentată în figura 3.4. ajută la imobilizare sau controlul mobilității (flexia și extensia) articulației genunchiului în recuperarea post-traumatică sau post-chirurgicală.

Avantajele ortezei de genunchi Innovator®:

prin apăsarea dispozitivului de reglare al flexiei și extensiei, se rotește și se eliberează;

articulația ortezei este discretă fără părți metalice expuse;

atelele se pot dimensiona pentru ajustarea lungimii și nu necesită scule sau alte dispozitive speciale;

Blocare rapidă la: 0˚, 10˚, 20˚, 30˚, 45˚, 60˚, 75˚ și 90˚

Fig 3.4. Orteza mobilă de genunchi Innovator [WENL]

Orteza mobilă de genunchi Flex® OTS prezentată în figura 3.5. este destinată recuperării funcționale sau postoperatorii a articulației genunchiului. Spre deosebire de alte orteze oferă o soluție versatilă, atât în ceea ce privește forma cât și funcția. Este modelabilă termic și are o structură compozită din fibră de carbon, care permite adaptarea la modificările de formă și volum (edem) ale membrului inferior, începând cu perioada postoperatorie și pe parcursul întregii perioade de recuperare.

Articulațiile ortezei (Accutrac™ ROM) oferă 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.

Fig. 3.5. Orteza mobilǎ de genunchi Flex® OTS [WENL]

Orteza mobilă de genunchi CTi® OTS prezentată în figura 3.6., prin tehnologia încorporată, oferă cel mai înalt grad de suport și protecție. Orteza este echipată cu articulații Accutrac adaptate la mișcarea naturală a genunchiului, suporturi și închizători flexibile, în timp ce cadrul din fibră de carbon compozit asigură o structură rigidă, 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 asigură susținerea ortezei în poziția funcțională optimă.

Fig. 3.6. Orteza mobilă de genunchi CTi® OTS [WENL]

3.2.2. 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 suferă de leziuni ale unui membru. Pot fi utile în procesul de recuperare și de îmbunătățire a funcțiilor locomotorii.

Prin utilizarea unei orteze active solicitările asupra membrului ortezat scad, iar consumul de energie al pacientului in timpul mișcării poate fi optimizat, acesta fiind util pacienților în special in perioada postoperatorie [TY2009, AMD2008, JMF2011].

Datorită evoluției tehnicii și tehnologiei de fabricație și a dezvoltării de noi materiale, în ultima perioadă au evoluat foarte mult designul, construcția și sistemul de acționare al ortezelor. Au început sa fie utilizate materiale compozite pentru fabricarea ortezelor datorită rezistenței sporite, reducând-se astfel greutatea. Pentru acționarea ortezei au fost utilizate materiale inteligente, mușchi pneumatici, actuatori de mici dimensiuni.

Una dintre problemele principale ale ortezelor o reprezintă construcția unică pentru fiecare individ sau pentru un grup restrâns de indivizi, din cauza 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 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 dintre cuplul 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:

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.

3.2.2.1.Sistemele de acționare electrice

Utilizarea motoarelor electrice oferă două posibilități de acționare, o acționare directă prezentată în figura 3.7., atunci când axa motorului electric formează o axă comună cu axa de îmbinare și o acționare indirectă prezentată în figura 3.8., prin utilizarea unui sistem de transmisie a puterii. Sistemul de acționare electric este cel mai des utilizat în sisteme ortotice active și sisteme de tip 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.

b)

c) d) e)

Fig. 3.7. 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 prezentată în figurile 3.7.e) care ajută la recuperarea progresivă 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, doar articulația 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 articulația genunchiului prezentat în figurile 3.8. b) 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 au suferit un 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.

a) b) c)

d) e) f) g)

Fig. 3.8. 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].

3.2.2.2. 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.

Sistem de acționare pneumatic prezentat în [UR1990] prezintă, ca dezavantaj, un raport putere / masă egal cu 400 W / kg, ceea ce nu îl face optim în aplicațiile care necesită echipamente ușoare. Din cauza acestui dezavantaj, cercetătorii au dezvoltat un nou dispozitiv pneumatic sub numele de mușchi 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, au greutate redusă și sunt foarte asemănătoare cu musculatură umană. Din ce în ce mai mulți oameni de știință preferă acest sistem muscular pneumatic artificial ca sistem de acționare pentru acționarea ortezelor prezentate în figurile 3.9. [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. 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-gleznă folosind materiale compozite. Pentru sistemul de acționare au folosit un sistem muscular pneumatic prezentat în figura 3.9.a). 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. Datorită funcționalității musculare umane, Yong-Lae Park et al. au ales ca sistem de acționare a prototipului ortotic un sistem alcătuit din 4 mușchi pneumatici, 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, s-a înregistrat o îmbunătățire a mobilității și stabilității, precum și o siguranță sporită a mobilității [YLP2011]. Dispozitivul este prezentat în figura 3.9.b).

Alte exemple reprezentative ale dispozitivelor ortetice în care se utilizează sistemul de acționare pneumatică sunt prezentate în [SMC2007, FD1999, YTJ2010, CULL2009, MTC2012].

a) b) c) d)

Fig. 3.9. a) KAFO [GSS2009]; b) Bio-inspired orthoses [YLP2011]; c) Rehabilitation robot [MK2008]; d) AKAFO [SMC2007].

3.2.2.3. Sistemele de acționare hidraulice

Sistemul de acționare hidraulică este utilizat în special pentru a acționa ortezele care efectuează funcția de transfer de sarcină, prezentate în figurile 3.10. Acest sistem de acționare este recomandat pentru utilizarea în sisteme grele datorită cuplului ridicat, dar el prezintă și dezavantajul dat de greutatea mare a echipamentului, ceea ce poate face ca sistemul sa fie 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.

Orteza genunchiului cu acționare hibridă prezentată în figura 3.10.b) a fost dezvoltată de cercetători de la Universitatea din Magdeburg. Acestia 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 hidraulic-electrică este prezentată în figura 3.10.c). Cercetătorii au avut ca scop obținerea unor orteze de glezne compacte, ușoare, capabile să producă cuplul 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. Cercetătorii recurg la utilizarea unui sistem combinat de acționare hidraulică-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 prezentate în ​​[AZ2006, MS2015, BCN2014, YS2005, ZT2013, DTMC2014, ND2015].

a) b) c)

d) e) f)

Fig. 3.10. a) Orteza Hardiman [BJM1971]; b) Orteza KFO [MS2015]; c) Orteza AFO [BCN2014]; d) Orteza BLEEX [AZ2006]; e) Orteza 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, distingandu-se, astfel, trei categorii cu utilizări diferite:

Dispozitive utilizate pentru transferul de sarcină;

Dispozitive utilizate pentru amplificarea mișcării;

Dispozitive utilizate pentru creșterea rezistenței în mișcare [HH2009].

3.3. Dispozitive utilizate pentru transferul de sarcină

Aceste dispozitive sunt caracterizate prin capacitatea de preluare și de transfer a greutății 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 prezentat în figura 3.11.a). 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 încât să poată prelua toata greutatea corporală și să o transfere către sol [YN1890, YN1890/1]. Pornind de la dispozitivul lui Nicholas Yagn, cercetătorii de la MIT Biomechatronics Group au realizat un nou exoschelet prezentat în figura 3.11.b). 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 creștere capacității portante a persoanelor echipate cu acest tip de exoschelet. Utilizarea unui astfel de exoschelet sporește capacitatea de încărcare a oamenilor și, în același timp, reduce nivelul de efort, și poate 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 prezentat în figura 3.11c). 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 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 transporta propria sursă de alimentare și restul echipamentelor, acest lucru făcându-l sa devină 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-electric care să ofere un consum de energie mai scăzut [HK2006, HK2006, ABZ2006, KA2005].

a) b) c)

Fig. 3.11. 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]

3.4. 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, al reducerii consumului de energie a purtătorului, precum și în scop medical pentru reducerea durerilor articulare sau refacerea mișcărilor articulațiilor [KY2002, KY2003, HK2002, JN2005, SKB2006, KK2006].

Reprezentativ acestei categorii este exoscheletul HAL-5 dezvoltat de cercetătorii Universității din Tsukuba, Japonia, prezentat în figura 3.12.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 activităților zilnice. Este echipat cu un sistem de motoare 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 electromiografi (EMG), senzori de forță, potențiometre, giroscop, toate făcând din HAL-5 unul dintre cele mai complexe exoschelete [HK2002].

Un exoschelet prezentat în figura 3.12.b) utilizat pentru amplificarea forței a fost dezvoltat de K. Yamamoto în anul 2001. Scopul dispozitivului era acela de a veni în ajutorul asistentelor medicale pentru manipularea pacienților 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 utilizare a dispozitivului în zona unei surse de gaz comprimat [KY2002]. Pentru eliminarea acestui neajuns K. Yamamoto a încercat o retehnologizare a dispozitivului prezentat în figura 3.12.c), utilizând o micro pompă pentru producerea gazului comprimat și un modul de alimentare cu energie mult mai compact [KY2003].

a) b) c)

Fig. 3.12. 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]

Capitolul 4. Evaluări biomecanice ale articulației genunchiului uman normal, osteoartritic și protezat

4.1. Introducere

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 măsurătorile sunt făcute corect și cu echipamente precise [BEG1989]. 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/a, ZIJ2008, VAN2008, TAR2013/c, NUT2008, MYL2006, HOR2009, BAM2008], pacienți cu afecțiuni vestibulare [ADK2005], pacienți cu boală Parkinson [JOL2012], pacienți protezați, comparativ cu subiecții sănătoși. Tehnicile obiective de analiză a mersului se bazează pe utilizarea de dispozitive diferite pentru a capta și a măsura informațiile legate de diferiții parametri de mers [TAO2012].

Principalele avantaje ale sistemelor de culegere de date bazate pe senzori purtabili sunt prezentate în lucrarea [TAO2012]. Analiza și monitorizarea mersului în timpul activităților zilnice este posibil în orice loc, nu au nevoie de un mediu controlat. Sistemele wireless conduc la o creștere importantă 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 analiza experimentală a parametrilor mersului uman în timpul diferitelor teste efectuate pe sol, pe banda orizontală și înclinată, au fost utilizate software-urile Biometrics Ltd și SimiMotion.

4.2. Sisteme de achiziții de date

Biometrics

Echipamentul integrat pentru analiza complexă 3D a mișcării umane Biometrics [WBIOM] 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 intră în componența sistemului de achiziție. Pot fi achiziționate simultan, 24 de serii de date biomecanice perfect sincronizate, prin intermediul canalelor de date analogice și digitale.

Biometrics este orientat pentru cercetări într-un număr mare de domenii variate cum ar fi: robotică, biomecanică, bioinginerie medicală, protezare, traumatologie, recuperare, ergonomie, medicina sportivă si performanța sportivă, biomecanică veterinară și farmacologie.

Echipamentul integrat pentru analiza complexă de tip 3D a mișcării umane asigură facilitățile de cercetare in-door, dar și out-door, completând nu numai studiile de biomecanică, dar si cele de kinetoterapie cu elemente specifice mișcării în exteriorul laboratorului. Colectarea datelor nu este restricționată de un spațiu 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.

Totodată, 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.

Măsurătorile pot fi folosite, de asemenea, la identificarea deficitelor de forță musculară, monitorizarea schimbărilor comportamentului biomecanic și a parametrilor biomecanici din cauza unor tratamente în stările de reabilitare.

Avantajele sistemului sunt următoarele:

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;

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 senzorilor 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 restricționate de un spațiu limitat de tipul unui laborator fix (așa cum este cazul sistemelor video) permit achiziționarea unui număr foarte mare de date cinematice și dinamice consecutive, în cadrul aceleiași sesiuni, ceea ce oferă posibilitatea dezvoltării unor cercetări științifice de mare actualitate la nivel mondial, cum ar fi analiza neliniară dinamică și teoria haosului aplicate în biomecanica umană.

În scopul măsurării parametrilor cinematici ai mișcării subiecților care participă la diverse activități cum ar fi mers, alergat, urcare/coborâre de trepte, sistemul Biometrics oferă posibilitatea unei analize complete cum ar fi măsurarea unghiurilor de flexie-extensie sau ale celor de rotație în plan frontal la nivelul tuturor articulațiilor, prin folosirea electrogoniometrelor [TAR2016/2], [TAR2016/1], [TAR2016/1].

Electrogoniometre

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 confortabil pe sub haine, fără a împiedica mișcarea reală a articulației.

Seria de goniometre SG prezentată în figura 4.1. (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 atașat pe suprafața dorsală folosind bandă dublu adezivă. Un capăt al goniometrului se poziționează în dreptul celui de-al treilea metacarpian, iar celălalt capăt, peste linia mediană a antebrațului, cu încheietura mâinii în poziție neutră.

Goniometrele au în componență doi conectori de ieșire separați, unul pentru măsurarea unghiului de flexie/extensie, iar celălalt pentru măsurarea unghiului de rotație în plan frontal. Când este utilizat pentru a măsura o singură axă se folosește doar un canal, celălalt rămânând pur și simplu neutilizat.

Lungimea acestora variază de la goniometrele (F35) cu o singură axă pentru degete (55-75 mm) 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 măsurat de minim 90ș;

Repetabilitate – 1ș pentru un interval de măsurare de minim 90ș;

Temperatura de măsurare – cuprinsă în intervalul 10șC – 40șC. [WBIOM]

Electrogoniometrele sunt utilizate cu precădere în analiza mișcării corpului uman, având posibilitatea măsurării unghiului mișcării pe două axe, pentru determinarea diferențelor înregistrate din punct de vedere cinematic între persoanele sănătoase și persoanele cu diferite patologii [SHA2015], [ATR2015] [TAR2016/2], [TAR2016/1], [TAR2016/5].

Fig. 4.1. Seria de goniometre SG

Platforme de forță

Platformele de forță din familia Biometrics au fost proiectate pentru nevoile utilizatorilor, oferind o precizie înaltă și ușurință de utilizare. Se pot conecta direct prin Bluetooth la sistemele dataLINK și DATAlog pentru captarea datelor experimentale și analiza forței de reacțiune dintr-o gamă largă de aplicații. Acestea sunt utilizate în analiza mersului pentru a măsura valorile forțelor de reacțiune înregistrate la contactul dintre talpă și sol în vederea trasării graficului de variație a forțelor de reacțiune pe parcursul efectuării unui ciclu de mers sau mai multor cicluri de mers consecutive și pentru a determina valorile maxime ale acestora. În figura 4.2. este prezentat sistemul de platforme de forță utilizat în cadrul testelor experimentale din cadrul cercetărilor.

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 membrelor inferioare umane ale pacienților cu diferite patologii ce implică dizabilități locomotorii. Există două modele: FP3 (înregistrare maximă 100 kg) și FP4 (înregistrare maximă 250 kg). Platformele de forță utilizate în cadrul cercetărilor prezentei teze sunt de tip FP4. O platformă de forță este prezentată sub forma sandwich de 2 plăci metalice uniforme și 4 celule de sarcină 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. 4.1. Subiecți cu electrogoniometre și platforme de forță în timpul testelor experimentale

DataLOG MWX8 [WBIOM]

DataLOG MWX8, prezentat în figura 4.3., este un dispozitiv ce încorporează 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 puțin (129g), DataLOG MWX8 poate fi purtat și pe braț sau picior, față de plasarea tradițională pe centură / talie.

Unitatea de achiziții de date DataLOG permite colectarea datelor atât analogice cât și digitale, de la un număr maxim de 24 senzori simultan cu frecvențe de până la 20000 Hz. Gama de frecvență de eșantionare pe canal analogic este: (1, 2, 5, 10, 20, 50, 100, 200, 500, 1000, 1250, 2000, 2500, 5000, 10000, 20000) Hz. Principalele caracteristici ale acestui dispozitiv mobil de achiziție de date sunt: filtru digital automat (aproximativ -3dB la 0.45 x rata de eșantionare) și o atenuare maximă 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. 4.3. Echipamentul DATAlog MWX8

Echipamentul utilizat în timpul testelor este alcătuit din următoarele componente:

– 2 electrogoniometre SG 110 (Biometrics Ltd), montate conform figurii 6.4. cu scopul măsurării unghiurilor de flexie-extensie și eversie-inversie ale articulației gleznei de la membre inferioare;

– 4 electrogoniometre SG 150 (Biometrics Ltd), montate conform figurii 6.5. cu scopul măsurării unghiurilor de flexie-extensie și rotație în planul frontal ale articulației genunchiului și a șoldului de la ambele membre inferioare;

– 6 platforme de forță tip FP 4 (Biometrics Ltd) montate conform figurii 6.7.;

– 3 DataLOG (Biometrics Ltd Marea Britanie), 2 pentru cele 6 electrogoniometre, adică 12 canale utilizate, și cel de-al 3-lea – pentru toate platformele de forță, adică 6 canale utilizate.

Montarea echipamentului

Montarea electrogoniometrului la nivelul articulației gleznei

Pentru montarea electrogoniometrelor subiectul trebuie sa stea în poziție verticală cu membrele inferioare drepte astfel încât axa membrelor sa fie paralelă cu planul sagital. Electrogoniometrele se montează pe corp, cu ajutorul benzii dublu adezive, direct pe suprafața pielii sau pe un echipament mulat pe corp.

În cazul articulației gleznei se utilizează electrogoniometrul SG110A. Acesta este format din două blocuri, unul orizontal denumit capăt (bloc) distal și unul vertical denumit capăt (bloc) proximal. Montarea electrogoniometrului SG 110A la nivelul articulației gleznei este prezentată în figura 4.4.. Montarea pe articulația gleznei 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 încât axa verticală a capătului proximal sa fie paralelă cu planul sagital al corpului. Conexiunea dintre electrogoniometre și DataLOG s-a realizat prin cabluri tip J1500 care au o lungime de 1500 mm, ceea ce permite montarea DataLOG-lui în zona bazinului.

Fig. 4.4. Montarea electrogoniometrelor SG 110A la nivelul articulației gleznei

Montarea electrogoniometrului la nivelul articulației genunchiului

Pentru montarea electrogoniometrului SG150 la nivelul articulațiilor genunchilor, subiectul trebuie sa stea în poziție verticală astfel încât axa gambei să coincidă cu axa coapsei. Montarea electrogoniometrului SG 150 la nivelul articulației genunchiului este prezentată în figura 4.5.a.. Electrogoniometrul este compus din două capete (blocuri): capătul 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 genunchiului, astfel încât axa gambei să coincidă cu axa blocului distal. Blocul proximal se montează pe coapsă deasupra articulației astfel încât 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.

Montarea electrogoniometrului la nivelul articulației șoldului

Pentru montarea electrogoniometrului SG150 la nivelul articulației șoldului, subiectul trebuie să stea în poziție verticală astfel încât axa coapsei să fie paralelă cu planul sagital. Se utilizează același tip de electrogoniometru ca și cel folosit în cazul articulației genunchiului.

Montarea electrogoniometrului SG 150 la nivelul articulației șoldului este prezentată în figura 4.5.b. Montajul începe prin lipirea blocului distal pe coapsă sub articulația șoldului astfel încât axa coapsei să coincidă cu axa blocului distal. Blocul proximal se montează pe lateralul bazinului deasupra articulației șoldului astfel ca axa blocului proximal să fie paralelă cu planul sagital al bazinului. Conexiunea dintre electrogoniometru și DataLOG s-a realizat prin cabluri tip J500 care au o lungime de 500 mm.

b)

Fig. 4.5. Montarea electrogoniometrelor SG 150 la nivelul: a) articulației genunchiului; b) articulației șoldului

Fig. 4.6. Electrogoniometrele montate la toate articulațiile subiectului

Montarea platformelor de forță FP 4

În cadrul studiului, pentru determinarea forțelor de reacțiune, au fost utilizate 6 platforme de forță tip FP 4 cu care este dotat laboratorul. Platformele au fost utilizate doar în cadrul testelor de mers pe suprafața solului. În figura 4.7. este prezentată schema de montaj a celor 6 platforme de forță, care a presupus aranjarea lor la distanțe ce corespund valorilor distanțelor pașilor medii. Pentru a optimiza colectarea datelor în timpul mersului pe cele 6 platforme, înaintea primei platforme și după ultima platformă de forță au fost montate plăci de grosime similară cu cea a platformelor, acestea având rolul de a asigura stabilizarea ritmului de mers în momentul în care subiectul pășește pe platformele propriu-zise. 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 realizându-se un backup pe cardul de memorie al DataLOG.

Fig. 4.7. Montarea platformelor de forță

4.3. Protocolul experimental

Subiecți și pacienți

Pentru studiu au fost selectate 17 persoane grupate în 2 eșantioane:

Eșantion de subiecți sănătoși – compus din 14 persoane, dintre care 8 subiecți de sex masculin și 6 subiecți de sex feminin.

Eșantion de pacienți – compus din 3 subiecți cu afecțiuni de tip osteoartrită genunchiului, dintre care 2 pacienți de sex feminin și 1 pacient de sex masculin.

Înaintea începerii testelor toți subiecții și pacienții au fost instruiți pentru prevenirea accidentării în timpul testelor, având în vedere faptul că unele teste au fost efectuate pe banda de alergare. Toți subiecții au purtat un echipament adecvat testelor format din short sau pantaloni sport, tricou și pantofi sport. Testele pacienților au fost efectuate în unitatea medicală în care aceștia se aflau internați înainte de intervenția chirurgicală. Fiecare subiect și pacient și-a dat consimțământul scris pentru participarea voluntară la studiul experimental după ce au fost informați cu privire la modul de desfășurare al studiului. Desfășurarea testelor a fost aprobată de Comitetul de Etica al Universității din Craiova.

Eșantionul de subiecți sănătoși

Pentru a avea un eșantion cât mai omogen au fost selectate 14 persoane cu vârste și date antropometrice apropiate. Datele antropometrice ale subiecților se regăsesc în Tabelul 4.1..

Tabel 4.1. Datele antropometrice ale subiecților

Eșantionul de pacienți

Au fost selectați 3 pacienți care prezentau afecțiuni ale articulației genunchiului. În timpul culegerii datelor necesare studiului, pacienții se aflau internați la Secția de Ortopedie a Spitalului Județean de Urgențe Craiova în vederea pregătirii pentru o intervenție chirurgicală de protezare la nivelul articulației genunchiului. În tabelul 4.2. sunt prezentate vârsta și datele antropometrice ale pacienților.

Tabel 4.2. Datele antropometrice ale pacienților

Testele experimentale

Testele au fost efectuate utilizând sistemul Biometrics. O caracteristică importantă a sistemului o reprezintă vizualizarea, sub formă de diagrame, în timp real, a datelor colectate. Posibilitatea de alegere a frecvenței de colectare de date a permis achiziționarea unui număr mare de date și o acuratețe ridicată. În urma mai multor teste comparative de achiziții de date cu diferite frecvențe, a fost aleasă frecvența de 500 Hz, ca fiind optimă din punct de vedere al acurateței, dar și al numărului de date culese în unitatea de timp, pentru efectuarea testelor de mers.

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 înscrise diferite date cum ar fi: numărul de repetări, valoarea maximă, valoarea minimă, valoarea medie, timpul. Înaintea fiecărui test se realizează setarea tuturor canalelor la valoarea 0, cu ajutorul software-ului Biometrics. 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 s-au acomodat cu specificul testelor prin executarea prealabilă a acestora de mai multe ori înainte de înregistrările cu sistemul de achiziții, acest lucru conducând la executarea corectă și cu acuratețe ridicată a acestora.

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 înclinări diferite. În tabelul 4.3. sunt prezentate testele parcurse de subiecții sănătoși pe banda de alergat. Testele executate de subiecți s-au desfășurat în Laboratorul de Cercetare în Biomecanică din cadrul Platformei de cercetare a Universității din Craiova, INCESA.

Cele 23 de teste (T) sunt:

Test 1 (T1) – mers pe sol pe platformele de forță cu o viteză lentă de aproximativ 0,4 m/s;

Test 2 (T2) – mers pe sol pe platformele de forță cu o viteză normală de aproximativ 0,5 m/s;

Test 3 (T3) – mers pe sol pe platformele de forță cu o viteză rapidă de aproximativ 0,67 m/s.

Tabel 4.3. Testele parcurse de subiecții sănătoși pe banda de alergat

Din cauza afecțiunii de care sufereau și a durerilor asociate acestei afecțiuni, pacienții suferinzi de osteoartrită avansată nu au putut parcurge toate testele pe banda mobilă. Ei au executat testele T1, T2, T3, T6 și T11 în cadrul Spitalului Județean de Urgență din Craiova, atât înainte de operație, cât și la două luni după operație.

4.4. Etapele colectării și prelucrării datelor experimentale

4.4.1.Colectarea datelor

Procesul de colectare a datelor 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 către PC, totul realizându-se în timp real. Schema bloc a procesului de achiziție de date este prezentată în figura 4.8..

Fig. 4.8. 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 flexie-extensie și a unghiurilor de rotație în plan frontal pentru articulațiile șoldului, genunchiului și gleznei ale ambelor membre inferioare ale unui subiect sănătos, reprezentate de soft pe baza datelelor experimentale culese este prezentat în figurile 4.9..

a)

b)

Fig. 4.9. Diagrame ale ciclurilor consecutive ale variației unghiurilor de flexie-extensie în plan sagital și de rotație în plan frontal reprezentate de soft pe baza datelor experimentale culese 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 analogic cât și în format digital. În cadrul studiului efectuat am folosit colectarea datelor în sistem ANALOGIC. În figura 4.10. este prezentată interfața de setare a electrogoniometrelor în modulul analogic.

Fig. 4.10. Interfața de setare a electrogoniometrelor în modulul ANALOGIC

Întregul proces de colectare de date se realizează în timp real, permițând vizualizarea digramelor pe interfața software-ului așa cum este prezentat în figura 4.11.. Conectarea prin Bluetooth a P.C.-ului cu DataLOG-urile se realizează automat imediat după pornirea programului, însă se poate realiza și o sincronizarea manuală printr-o scanare din fereastra Detected Units.

Fig. 4.11. Colectarea datelor experimentale de la electrogoniometre și platforme de forță în timp real

Un pas important în culegerea corectă a datelor îl reprezintă setarea frecvenței de achiziție, a dispozitivului utilizat în achiziție, precum 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 configurează cele opt canale pentru fiecare DataLog utilizat. Fiecărui canal i se setează tipul receptorului (goniometru, platforme de forță), frecvența de colectare a datelor (exprimată în Hz), unitatea de măsură. În cadrul comenzii este permisă calibrarea receptoarelor de date prin comanda „Zero All”, aceasta realizându-se o singură dată, la începutul sesiunii de lucru. În figura 4.12. sunt prezentate valorile colectate de electrogoniometre în timp real.

Fișierele se pot salva în extensia .log și pot fi exportate în format .txt. Această operație se realizează prin comanda export din meniul „File”. În fereastra „Export Data File Format” se pot adaugă unul, două sau toate canalele în fereastra „Export Traces”. Fișierul exportat este de tip „ASCII after filters/ Engeneering Units” cu delimitare tip „Tab”.

Fig. 4.12. Interfața de colectare în timp real a datelor experimentale

În total, în cadrul studiului, au fost efectuate 23*14=322 de teste de către 14 subiecți sănătoși și 3*5*2=30 teste de către cei 3 pacienți (înainte și după operație). Numărul fișierelor colectate pentru mișcarea de flexie-extensie a tuturor articulațiilor membrelor inferioare este egal cu 2122 (format din: 322 teste subiecți sănătoși *6 articulații + 30 teste pacienți *6 articulații =2122) la care se adaugă 360 fișiere colectate de la platformele de forță (trei teste pe platformele de forță pentru subiecții sănătoși, precum și trei teste înainte și trei teste după operație, pentru pacienți). În total, studiul a furnizat 2472 de fișiere de date experimentale.

4.4.2. Prelucrarea datelor

Pentru prelucrarea datelor a fost utilizat software-ul SimiMotion, care permite importarea fișierelor de date experimentale colectate cu sistemul de achiziții și prelucrări de date Biometrics sub format .txt, precum și prelucrarea acestora. Prelucrarea datelor în SimiMotion are ca rezultat obținerea ciclurilor medii normalizate corespunzătoare fiecărui fișier de date prelucrat. Fiecare fișier importat a fost împărțit în faze și cicluri consecutive ale mersului, așa cum se prezintă în figura 4.13. Operația de împărțire în faze și cicluri se face doar pentru una din articulațiile de referință, iar toate celelalte diagrame ale ciclurilor medii ale celorlalte articulații vor fi raportate

automat de către soft la articulația de referință. În cazul studiului din cadrul tezei, ca articulație de referință, pentru împărțirea în faze și cicluri, a fost adoptată articulația genunchiului drept. Începerea împărțirii în faze se face eliminând primele și ultimele cicluri de mers, adică ciclurile corespunzătoare regimului tranzitoriu de mers, pastrându-se ciclurile corespunzătoare unui mers stabilizat, tocmai pentru a asigura o acuratețe sporită rezultatelor obținute în urma prelucrărilor numerice.

Fig.4.13. Definirea și împărțirea în faze a unui ciclu de mers

Fig. 4.14. Definirea intervalului utilizat pentru împărțirea în faze

Următoarea etapă a prelucrării datelor culese experimental o reprezintă calcularea ciclului mediu, cu ajutorul comenzii Cut Into Phases din aplicația Project. Softul permite calcularea simultană a datelor dintr-un singur fișier sau din toate fișierele corespunzătoare aceleiași culegeri de date ale unui test experimental efectuat de subiecți sau pacienți. Rezultatul obținut este reprezentat de ciclul mediu al ciclurilor consecutive selectate pentru analiza mersului, împreună cu curbele corespunzătoare Mean+StdDev și Mean–StdDev (figura 14), unde Mean+StdDev reprezintă curba corespunzătoare ciclului rezultat din valorile medii la care se adaugă valorile abaterilor standard, iar Mean–StdDev reprezintă curba corespunzătoare ciclului rezultat din valorile medii scăzând valorile abaterilor standard, aceste ultime două curbe reprezentând, practic, învelitorile curbei ciclului mediu.

Aceleași etape de prelucrare a datelor au fost parcurse pentru determinarea ciclurilor medii corespunzătoare fiecărui test executat de fiecare subiect, respectiv, de fiecare pacient.

Fig. 4.14. Exemplu de diagramă rezultată în SimiMotion pentru Ciclul mediu (mean), Ciclul mediu + StdDev, Ciclul mediu – StdDev.

4.5. Rezultate subiecți sănătoși

Principalii parametri cinematici obținuți în urma culegerii datelor corespunzătoare testelor 1-3, pentru toți subiecții sănătoși, se regăsesc în tabelele 4.4. – 4.5..

Tabel 4.4. Parametrii cinematici obținuți în timpul testului nr.1 – eșantion sănătos

Tabel. 4.5. Parametrii cinematici obținuți în timpul testului nr.2 – eșantion sănătos

Tabel. 4.6. Parametrii cinematici obținuți în timpul testului nr.3 – eșantion sănătos

În mod similar au fost obținuți parametrii cinematici pentru toate testele experimentale efectuate. Prin parcurgerea tuturor etapelor de prelucrare a datelor obținute din măsurătorile efectuate în timpul testelor, au fost obținute ciclurile medii pentru cele șase articulații ale membrelor inferioare pentru toți subiecții sănătoși. În figurile 4.14. – 4.16. sunt prezentate ciclurile medii ale unghiurilor de flexie-extensie ale celor șase articulații ale membrelor inferioare ale subiectului 1 pentru testele T4, T8 și T10. Grafice similare au fost obținute pentru fiecare test executat de fiecare subiect.

a)

b)

c)

Membrul inferior drept Membrul inferior stâng

Fig. 4.14. Ciclul mediu, Ciclul mediu+StdDev, Ciclul mediu-StdDev pentru articulația a) gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stâng – Subiect 1 – test 4

a)

b)

c)

Membrul inferior drept Membrul inferior stâng

Fig. 4.15. Ciclul mediu, Ciclul mediu+StdDev, Ciclul mediu-StdDev pentru articulația a) gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stâng – eșantion sănătos – test 8

a)

b)

c)

Membrul inferior drept Membrul inferior stâng

Fig. 4.16. Ciclul mediu, Ciclul mediu+StdDev, Ciclul mediu-StdDev, pentru articulația: a)gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stâng – Subiect 1 – test 10

În figura 4.17. este prezentat ciclul mediu pentru testul 4 la nivel de eșantion pentru membrul inferior drept.

Fig. 4.17. Ciclurile medii ale fiecărui subiect și ciclul mediu al eșantionului de subiecți sănătoși pentru genunchiul drept, Test 4

În urma obținerii diagramelor ciclurilor medii ale tuturor testelor pentru eșantionul sănătos au fost efectuate o serie de comparații în vederea analizării influenței vitezei de alergare, dar și a unghiului de înclinare a benzii asupra parametrilor cinematici. Pentru eșantionul de subiecți sănătoși au fost realizate comparații pentru fiecare articulație a membrului inferior drept și respectiv, stâng, în funcție de viteza de deplasare și de unghiul de înclinare al benzii de alergat. În figurile 4.18. – 4.20. sunt prezentate diagramele comparative ale ciclurilor medii ale eșantionului sănătos.

a)

b)

c)

Membrul inferior drept Membrul inferior stâng

Fig. 4.18. Comparație între ciclurile medii experimentale pentru articulația a) gleznei, b) genunchiului și c) 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. 4.19. Comparație între ciclurile medii experimentale pentru articulația: a) gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stâng cu înclinare 3° și viteză de la 2.5-10 km/h – eșantion sănătos

a)

b)

c)

Membrul inferior drept Membrul inferior stâng

Fig. 4.20. Comparație între ciclurile medii experimentale pentru articulația a) gleznei, b) genunchiului și c) șoldului pentru membrul inferior drept și stâng cu viteza 7,5 km/h și înclinare de la 0-15° – eșantion sănătos

Discuții

Comparația rezultatelor obținute pentru ciclurile medii corespunzătoare 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°, corespunzător abscisei de 74% din ciclul de mers, la -22° și corespunzător abscisei de 68 % din ciclu.

Pentru vitezele de 7,5 km/h și, respectiv 10 km/h, rezultă o diferență mai mare a formei curbei, prin deplasarea și mai mult a valorii extreme până la -25° corespunzător abscisei de 56 % din ciclu pentru viteza de 7,5 km/h și respectiv -20° corespunzător abscisei de 48% din ciclu, pentru viteza de10 km/h. La începutul curbei la vitezele de 7,5 km/h și 10 km/h apare un nou punct de extrem cu coordonatele de -11° și abscisa egală cu 25% din ciclu.

În cazul articulației genunchiului forma curbei ciclurilor medii pentru vitezele de 5 km/h, 7.5 km/h și, respectiv, 10 km/h, se modifică prin creșterea progresivă a valorilor 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 punct de extrem, cel situat la începutul ciclului de mers, își 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, variind de la -10° și 64% din ciclul de mers pentru viteza de 2,5 km/h, până la -5° și 55% din ciclu pentru viteza de 5 km/h.

Prin modificarea înclinării benzii de alergat diagramele ciclurilor medii suferă modificări ușoare. În cazul articulației gleznei forma curbei crește constant de la o valoare a punctului de extrem de 8° și abscisa de 73% din ciclul de mers pentru înclinare 0° și până la 15° și abscisa de 70% din ciclu pentru înclinarea de 11°.

Pentru articulația genunchiului forma curbei ciclurilor medii se modifică, punctul de extrem al ciclului crescând odată 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 4.7.-4.8. sunt prezentate valorile maxime ale unghiurilor de flexie-extensie de la nivelul articulației genunchiului. Pentru o bună vizualizare a valorilor, în figurile 4.21. – 4.24. sunt evidențiate, sub formă de grafice comparative, valorile maxime ale unghiurilor de flexie-extensie.

Tabel 4.7. Valoarea maximă a unghiului de flexie–extensie corespunzător ciclului mediu al genunchiului drept pentru fiecare subiect și fiecare test.

Tabel 4.8. Valoarea maximă a unghiului de flexie–extensie corespunzător ciclului mediu al genunchiului stâng pentru fiecare subiect și fiecare test.

Fig. 4.21. Variația unghiului de flexie extensie în funcție de înclinarea benzii de alergat pentru genunchiul drept

Fig. 4.22. Variația unghiului de flexie extensie în funcție de viteza benzii pentru genunchiul drept

Fig. 4.23. Variația unghiului de flexie extensie în funcție de înclinarea benzii pentru genunchiul stâng

Fig. 4.24. Variația unghiului de flexie extensie în funcție de viteza benzii pentru genunchiul stâng

Discuții

În figurile 4.21. – 4.24. se poate observa variația unghiului de flexie extensie în funcție de viteza de alergare (figurile 4.21. – 4.22.) și în funcție de unghiul de înclinare al benzii de rulare (figurile 4.23. – 4.24.). În figura 4.21. diagrama aferentă genunchiul drept se observă că unghiul de flexie-extensie crește cu aproximativ 10° 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 mică valoare aferentă vitezei 2,5 km/h de 50,9° și până la valoarea de 79,2°, valoare aferentă vitezei de 10 km/h. În diagramă se poate observa creșterea unghiului de flexie extensie odată cu creșterea înclinării 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, respectiv, valoarea unghiului de flexie-extensie crește cu 13-15° în cazul testelor cu viteza de 7,5 și 10 km/h. Creșteri asemănătoare ale unghiului de flexie extensie în funcție de înclinarea benzii de alergat s-au obținut și pentru genunchiul stâng.

În figura 4.22. este prezentată variația unghiului de flexie extensie al genunchiului drept în funcție de viteza de mers. Se observă o creștere 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 are o creștere mai pronunțată odată cu creșterea vitezei de mers, decât în cazul creșterii unghiului de înclinare a benzii de alergat.

4.5.1. Forțele de reacțiune

Simultan cu culegerea datelor corespunzătoare mișcării de flexie-extensie la nivelul celor șase articulații, au fost colectate și date experimentale de la 6 platforme de forță pentru primele 3 teste de mers pe suprafața solului, atât pentru subiecți, cat și pentru pacienți. Grafice ale forțelor de reacțiune experimentale, trasate pe baza datelor experimentale culese de la platformele de forță, corespunzătoare subiecților sănătoși, se regăsesc în figurile 4.25. – 4.28.

În figura 4.25. sunt prezentate curbele forțelor de reacțiune pentru platformele de forță (platformele numărul 1, 3 și 5 – aferente piciorul drept și platformele numărul 2, 4 și 6 aferente piciorul stâng), pentru subiectul 3 în timpul testului 3. Curbe asemănătoare au fost obținute pentru cele 3 teste pentru toți subiecții.

Fig. 4.25. Diagrama forțelor de reacțiune pentru platformele de forță pentru subiectul 3 și testul T3.

Ca și în cazul unghiurilor de flexie-extensie, și pentru forțele de reacțiune au fost determinate, sub formă de diagrame, ciclurile medii și deviațiile standard (+StdDev și –StdDev). Ciclul mediu al forțelor de reacțiune obținute la nivelul eșantionului de 14 subiecți sănătoși pe cele 6 platforme de forță corespunzător testului 1 sunt prezentate în figura 4.26..

a) b)

Fig. 4.26 a) Ciclul mediu, Ciclul mediu +StdDev și Ciclul mediu –StdDev al forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept, test T3; b) Ciclurile medii ale forțelor de reacțiune experimentale pentru piciorul drept și piciorul stâng test 1

În figurile 4.27. și 4.28. se prezintă diagramele ciclului mediu, precum și a învelitorilor acestuia, al forțelor de reacțiune pentru subiectul 1 pentru testele T1, T2 si T3.

a) b)

Fig. 4.27. a) Ciclul mediu, Ciclul mediu +StdDev și Ciclul mediu –StdDev al forțelor de reacțiune determinate experimental pentru piciorul drept subiect 3 test 1; b) Ciclul mediu, Ciclul mediu +StdDev și Ciclul mediu –StdDev al forțelor de reacțiune experimentale pentru piciorul drept subiect 3 test T2

a) b)

Fig. 4.28. a) Ciclul mediu, Ciclul mediu +StdDev și Ciclul mediu –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 testele T1 – T3

Discuții

Pentru testul 1 se poate observa în figura 4.27. a) că valoarea maximă experimentală se înregistrează în al doilea punct de extrem, fiind egală cu 810 N, adică aproximativ 1.14 GCU (greutatea medie a corpului uman), unde GCU = 710N. În primul punct de extrem, valoarea înregistrată este 770N, reprezentând 1.1 GCU, iar valoarea din punctual de minim (P3) este 650 N, adică 0.91 GCU.

În cazul testului 2 se observă în figura 27 b) că valoarea celui de-al doilea punct de extrem, egală cu 790 N, adică aproximativ 1.11 GCU, este mai mare decât valoarea primului punct de extrem, egală cu 820N, adică 1,15 GCU. Ca și în cazul testului 1 valoarea punctului de 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 valoarea de 900N, adică 1.25 GCU, iar cel de al doilea punct de extrem are valoarea de 800 N, adică 1,12 GCU. Valoarea punctului de minim are aproximativ aceeași valoare ca și în cazul primelor două teste.

Primul extrem se înregistrează în momentul în care călcâiul atinge podeaua, iar cel de-al doilea maxim corespunde momentului în care talpa împinge podeaua pentru realizarea pasului următor. Rezultatele (valori și alura formei graficelor de variație ale forțelor de reacțiune) sunt similare cu cele obținute în lucrările [NUT2008, MYL2006] în care sunt raportate valori maxime cuprinse în intervalul [1,15 GCU;1,25 GCU] și valorile minime (corespunzătoare punctului de minim) cuprinse în intervalul [0,82 GCU; 0,95 GCU].

4.6. Rezultate pacienți

Cei 3 pacienți au executat cele 5 teste înainte de operație și după operației la două luni, tocmai pentru a putea evalua efectele operației de protezare, dar și a utilizării exoscheletului propus în teza de doctorat în vederea reabilitării mișcării articulației genunchiului uman. Principalii parametri cinematici obținuți în urma culegerii datelor corespunzătoare testelor 1-3 pentru toți pacienții înainte de operația de protezare se regăsesc în tabelele 4.9. – 4.11.

Tabel 4.9. Rezultate Test 1 – eșantion pacienți

Tabel 4.10. Rezultate Test 2 – eșantion pacienți

Tabel 4.11. Rezultate Test 3- eșantion pacienți

În figurile 4.29. – 4.31. sunt prezentate diagramele rezultatelor obținute în urma efectuării testelor T1, T2 și T3 de către pacienți. Diagrame similare au fost obținute și pentru celelalte teste.

a) b)

Fig. 4.29. Diagrama ciclului mediu, a ciclului mediu +StdDev și a ciclului mediu –StdDev: a) test T1 genunchi drept eșantion pacienți; b) test T1 genunchi drept eșantion pacienți după operație

a) b)

Fig. 4.30. Diagrama ciclului mediu, a ciclului mediu +StdDev și a ciclului mediu –StdDev: a) test T2 genunchi drept eșantion pacienți; b) test T2 genunchi drept eșantion pacienți după operație

a) b)

Fig. 4.31. Diagrama ciclului mediu, a ciclului mediu +StdDev și a ciclului mediu –StdDev: a) test T3 genunchi drept eșantion pacienți; b) test T3 genunchi drept eșantion pacienți după operație

b)

c)

Fig. 4.32. Diagrama de comparație a ciclului mediu a eșantionului de subiecți sănătoși, eșantion pacienți înainte de operație și eșantion pacienți după operație pentru a) test T1; b) test T2 și c) test T3.

Tabel 4.12. Valorile maxime ale ciclurilor medii ale unghiurilor de flexie-extensie ale genunchilor pacienților înainte de operație

Tabel 4.13. Valorile maxime ale ciclurilor medii ale unghiurilor de flexie-extensie ale genunchilor pacienților după operație

Discuții

Comparativ cu rezultatele obținute de subiecții sănătoși, se observă modificări de valori în diagramele unghi-timp pentru pacienții afectați de gonartroză. Pentru toate cele cinci teste analizate, diferența între valoarea maximă a ciclului mediu a unghiurilor de flexie-extensie ale ciclului mediu al articulației genunchiului corespunzător eșantionului subiecților sănătoși și cel al unghiului de flexie-extensie al ciclului mediu al articulației genunchiului osteoartritic 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, cănd 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 genunchiului cu 6-11o între subiecții sănătoși și piciorul protezat al pacienților.

4.7. Contribuții proprii

A fost stabilit protocolul celor 23 teste experimentale.

Au fost colectate datele pentru cele 6 articulații ale membrelor inferioare și pentru toate cele 23 teste pentru fiecare din cei 14 subiecți sănătoși, precum și pentru cele 5 teste pentru fiecare din cei 3 pacienți afectați de gonartroză, înainte și, respectiv la 2 luni după operația de protezare. În total, în cadrul studiului, au fost efectuate 322 de teste de către 14 subiecți sănătoși și 30 teste de către cei 3 pacienți (înainte și după operație). A fost achiziționat și prelucrat un număr total de 2472 fișiere de date experimentale pentru subiecți și pacienți.

Datele culese experimental pentru ambele eșantioane au fost normalizate prin utilizarea softului SIMIMotion și au fost obținute diagramele variației unghiului de flexie extensie pentru fiecare articulație.

Pentru toate testele au fost obținute și sintetizate tabelar maximele unghiurilor de flexie-extensie pentru articulația genunchiului drept și stâng, pentru ambele eșantioane.

Au fost colectate datele experimentale de la platformele de forță, obținându-se în Biometrics, graficele forțelor de reacțiune cu suprafața solului pentru 3 teste de mers pe sol (T1, T2, T3) pentru ambele eșantioane și au fost trasate, ciclurile medii ale forțelor de reacțiune cu suprafața solul la nivelul fiecărui participant la teste, precum și la nivelul eșantionului.

Capitolul 5. Modelarea matematică a mersului

5.1. Introducere

Obiectivul acestui capitol constă în dezvoltarea unui model analitic al mișcării umane pe sol în vederea determinării numerice a forțelor de recțiune cu solul din timpul mersului.

În vederea atingerii acestui obiectiv, se pornește de la ideea că organismul uman este modelat ca fiind format din mai multe corpuri legate între ele, fiecărui corp atașându-i-se un sistem de referință propriu.

Se pot pune în evidență, astfel, mai multe lanțuri cinematice:

Două lanțuri cinematice corespunzătoare celor două membre inferioare;

Două lanțuri cinematice generate de membrele superioare.

În dezvoltarea modelului matematic al mișcării mersului uman, interesează în mod special cele două lanțuri cinematice ale membrelor inferioare, de aceea ele vor fi figurate în schema de bază asociată organismului uman. În figura 5.1 sunt prezentate lanțurile cinematice ale membrelor inferioare umane și sistemele de axe atașate modelului organismului uman.

Fig. 5.1. Lanțurile cinematice ale membrelor inferioare umane și sistemele de axe atașate

5.2. Definirea matricelor parametrilor cinematici ai originilor sistemelor de axe atașate

Notăm cu O0, originea sistemului de referință atașat trunchiului corpului uman, și anume, XOOOYOZO. Matricea coordonatelor punctului O0 față de reperul exterior este (R0).

Pe lângă sistemele de referință atașate corpurilor componente, întregul ansamblu este raportat la un sistem de referință exterior considerat fix, XOYZ.

Legătura dintre corpul 1s al membrului inferior stâng (simbolizat prin indicele s) și corpul B se consideră că se face în punctul O1, care este și originea sistemului de referință atașat corpului 1s, și anume, X1s O1s Y1s Z1s.

Matricea coordonatelor punctului O1S față de reperul exterior este:

(5.1.)

în care:

este matricea de schimbare de coordonate de la reperul atașat corpului B la reperul exterior;

este matricea coordonatelor punctului O1s față de reperul corpului B.

Legătura dintre corpul 1S și corpul 2S se consideră că se face în punctul O2s, care este și originea sistemului de referință atașat corpului 2S, și anume, X2s O2s Y2s Z2s.

Matricea coordonatelor punctului O2S față de reperul exterior este:

(5.2.)

în care:

este matricea de schimbare de coordonate de la reperul atașat corpului 1S la reperul exterior;

este matricea coordonatelor punctului O2s față de reperul corpului 1s.

Legătura dintre corpul 2S și corpul 3S se consideră că se face în punctul O3S, care este și originea sistemului de referință atașat corpului 3S, și anume, X3s O3s Y3s Z3s.

Matricea coordonatelor punctului O3s față de reperul exterior este:

(5.3.)

în care:

este matricea de schimbare de coordonate de la reperul atașat corpului 2S la reperul exterior;

este matricea coordonatelor punctului O3s față de reperul corpului 2S.

În timpul efectuării deplasării se consideră că se parcurg următoarele faze:

Faza 1 – începe când se realizează contactul cu solul în punctul AS.

Matricea coordonatelor punctului AS față de reperul exterior este:

(5.4.)

în care:

este matricea de schimbare de coordonate de la reperul atașat corpului 3S la reperul exterior.

este matricea coordonatelor punctului As față de reperul corpului 3S.

Faza 1 durează până se realizează contactul cu solul și în punctul BS.

Pe durata fazei 1, matricea este constantă.

Faza 2 – începe când contactul cu solul se realizează în punctele AS și BS.

Matricea coordonatelor punctului BS față de reperul exterior este:

(5.5.)

în care:

este matricea coordonatelor punctului Bs față de reperul corpului 3s.

Pe durata fazei 2, matricele și sunt constante.

Rezultă imediat că și matricea și sunt constante.

Faza 2 durează până în momentul în care punctul As se desprinde de pe sol.

Faza 3 – este faza în care contactul cu solul se realizează numai în punctul Bs. Această fază durează până se pierde contactul cu solul.

Faza 4 – este faza în care nu se mai realizează contactul cu solul.

Faze similare se obțin și pentru lanțul cinematic al membrului inferior drept, simbolizat prin indicele “d”.

Matricea vitezei punctului Oo față de reperul exterior este:

(5.6.)

Matricea accelerației punctului O0 este:

(5.7.)

Matricea vitezei punctului O1S față de reperul exterior este:

(5.8.)

În care este matricea vitezei unghiulare a corpului B.

Matricea accelerației punctului O1S față de reperul exterior este:

(5.9.)

cu

(5.10.)

în care este matricea accelerației unghiulare a corpului B.

Matricea vitezei punctului O2S față de reperul exterior este:

(5.11.)

în care este matricea vitezei unghiulare a corpului 1S.

Matricea accelerației punctului O2S față de reperul exterior este:

(5.12.)

cu

(5.13.)

în care este matricea accelerației unghiulare a corpului 1S.

Matricea vitezei punctului O3S față de reperul exterior este:

(5.14.)

cu

(5.15.)

în care este matricea vitezei unghiulare a corpului 2S.

Matricea accelerației punctului O3s, față de reperul exterior, este:

(5.16.)

în care este matricea accelerației unghiulare a corpului 2S.

Matricea vitezei punctului AS, față de reperul exterior, este:

(5.17.)

(5.18.)

în care este matricea vitezei unghiulare a corpului 3S.

Matricea accelerației punctului AS față de reperul exterior este:

(5.19.)

în care este matricea accelerației unghiulare a corpului 3S.

Matricea vitezei punctului BS față de reperul exterior este:

(5.20.)

Matricea accelerației punctului AS față de reperul exterior este:

(5.21.)

5.3. Definirea matricelor parametrilor cinematici ai centrelor de masă

Pentru calculele forțelor de reacțiune, prezintă importanță coordonatele, vitezele și accelerațiile centrelor de masă. Centrul de masă C1s al elementului 1S va avea, față de reperul exterior, matricea coordonatelor:

(5.22.)

unde este matricea coordonatelor centrului de masă al elementului 1S față de reperul propriu al acestui element.

(5.23.)

iar , și sunt coordonatele centrului de masă al elementului 1S față de reperul propriu al acestui reper.

Matricea vitezei punctului C1s față de reperul exterior, este:

(5.24.)

Matricea accelerației punctului C1s față de reperul exterior, este:

(5.25.)

Centrul de masă C2S al elementului 2S va avea față de reperul exterior matricea:

(5.26.)

unde este matricea coordonatelor punctului C2s față de reperul propriu al elementului 2S.

(5.27.)

iar , și sunt coordonatele centrului de masă al elementului 2S față de reperul propriu al acestui element.

Matricea vitezei punctului C2s față de reperul exterior, este:

(5.28.)

Matricea accelerației punctului C1s față de reperul exterior, este:

(5.29.)

Centrul de masă C3s al elementului 3S va avea față de reperul exterior matricea:

(5.30.)

unde este matricea coordonatelor punctului C3s față de reperul propriu al elementului 3S.

(5.31.)

iar , și sunt coordonatele centrului de masă al elementului 3S față de reperul propriu al acestui element.

Matricea vitezei punctului C3s față de reperul exterior este:

(5.32.)

Matricea accelerației punctului C1s față de reperul exterior, este:

(5.33.)

În timpul fazei 1 trebuie îndeplinite condițiile:

(a)

În timpul fazei a 2-a, pe lângă relațiile precedente, trebuie îndeplinite și condițiile:

(b)

Rezultă imediat că, pe durata fazei a 2-a, sunt îndeplinite și condițiile:

(c)

În timpul fazei a 3-a trebuie îndeplinite condițiile (b). În timpul fazei (4) nu sunt impuse restricții cinematice pentru lanțul cinematic “s”.

Condiții similare se pun și pentru lanțul cinematic “d”.

Matricele de schimbare de coordonate depind de orientările relative dintre elementele lanțului cinematic și de mișcările realizate de acestea. Fiecare dintre acestea trebuie să îndeplinească condițiile:

(5.34.)

(5.35.)

(5.36.)

(5.37.)

5.4. Determinarea matricelor parametrilor cinematici ai articulațiilor și centrelor de masă ale lanțului cinematic al membrului inferior

Mișcările realizate de fiecare lanț cinematic sunt foarte complicate și, în cazul unui subiect sănătos, există o infinitate de traiectorii care se pot realiza. Vom considera că mișcările elementelor lanțurilor cinematice sunt mișcări plane paralele in planul XOY.

În figura 5.2. este prezentată schema prin care sunt definite unghiurile experimentale (așa cum sunt ele definite în sistemul Biometrics) și unghiurile teoretice, utilizate în dezvoltarea modelului matematic al mersului. Semnificația unghiurilor din figură este:

() este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației șoldului colectat experimental de sistemul Biometrics cu ajutorul electrogoniometrului SG150.

() este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației genunchiului colectat experimental de sistemul Biometrics cu ajutorul electrogoniometrului SG150.

() este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației gleznei colectat experimental de sistemul Biometrics cu ajutorul electrogoniometrului SG110A. Acesta este format din și ”.

este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației șoldului utilizat în modelarea matematică, raportat la sensul pozitiv al axei Ox.

este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației genunchiului utilizat în modelarea matematică, raportat la sensul pozitiv al axei Ox.

este unghiul de flexie-extensie corespunzător articulației gleznei utilizat în modelarea matematică, raportat la sensul pozitiv al axei Ox.

Fig. 5.2. Unghiurile experimentale și teoretice ale articulațiilor membrului inferior

Formulele de legătură între unghiurile teoretice și cele experimentale culese de sistemul de achiziții de date biomecanice Biometrics sunt:

(5.38.)

(5.39.)

(5.40.)

(5.41.)

Vom considera:

(5.42.)

(5.43.)

(5.44.)

; (5.45.)

Matricele vitezelor unghiulare vor fi:

; (5.46.)

; (5.47.)

Matricele accelerațiilor unghiulare vor fi:

; (5.48.)

; (5.49.)

În aceste condiții pentru punctul avem:

Matricea coordonatelor:

(5.50.)

Matricea vitezelor:

(5.51.)

Matricea accelerațiilor:

(5.52.)

Pentru punctul avem :

Matricea coordonatelor:

(5.53.)

Matricea vitezelor:

(5.54.)

Matricea accelerațiilor:

(5.55.)

Pentru punctul avem :

Matricea coordonatelor:

(5.56.)

Matricea vitezelor:

(5.57.)

Matricea accelerațiilor:

(5.58.)

Pentru punctul AS avem:

Matricea coordonatelor:

(5.59.)

Matricea vitezelor:

(5.60.)

Matricea accelerațiilor:

(5.61.)

Pentru punctul BS avem:

Matricea coordonatelor:

(5.62.)

Matricea vitezelor:

(5.63.)

– Matricea accelerațiilor:

(5.64.)

Pentru punctul avem :

Matricea coordonatelor:

(5.65.)

Matricea vitezelor:

(5.66.)

Matricea accelerațiilor:

(5.67.)

Pentru punctul avem :

Matricea coordonatelor:

(5.68.)

Matricea vitezelor:

(5.69.)

– Matricea accelerațiilor:

(5.70.)

Pentru punctul avem :

Matricea coordonatelor:

(5.71.)

Matricea vitezelor:

(5.72.)

Matricea accelerațiilor:

(5.73.)

5.5. Determinarea expresiilor analitice ale forțelor de reacțiune cu solul

Se încarcă sistemul cu forțele și cuplurile de inerție. Dacă se consideră cazul mișcării plane, forțele și cuplurile de inerție vor fi:

Pentru trunchi:

– (5.74.)

=0 (5.75.)

în care:

mo este masa trunchiului.

aox, aoy sunt componentele accelerației centrului de masa al trunchiului.

Pentru lanțul cinematic “s”:

– (5.76.)

(5.77.)

– (5.78.)

(5.79.)

– (5.80.)

(5.81.)

în care:

mis este masa corpului is (i=1,2,3);

acisx, acisy sunt componentele accelerației centrului de masa al corpului is;

Jis este momentul de inerție al corpului is față de o axă perpendiculară pe planul mișcării care trece prin centrul de masă al corpului is.

În mod similar se introduc forțele și cuplurile de inerție pentru corpurile cu indice “d”. Forțele și cuplurile de inerție acționează în centrele de masă ale corpurilor menționate. Asupra acestor corpuri acționează și greutățile lor.

Reacțiunile cu solul se consideră având componente în planul mișcării:

(5.82.)

(5.83.)

Contactul cu solul se consideră că se realizează în două puncte A și B (în particular acestea pot fi As și Bd). Pentru ușurința calculelor alegem sistemul de referință exterior cu axa Ox pe sol, deci YA=YB=0.

Ecuațiile de mișcare sunt:

(5.84.)

în care:

(5.85.)

(5.86.)

(5.87.)

Reacțiunile normale pe sol sunt date de formulele:

(5.88.)

(5.89.)

În cazul în care contactul cu solul se realizează cu un singur picior, se consider că reacțiunea este concentrată numai în punctul A, iar în punctul B reacțiunea este nulă (Nd=0) și se obține Ns=N.

În cazul în care contactul cu solul se realizează cu ambele picioare, la începutul contactului, considerând Ns=0, se obține Nd=N, iar la sfârșitul contactului, se considera Nd=0 și se obține Ns=N.

5.6. Rezultate numerice

Pentru dezvoltarea calculului numeric al forțelor de reacțiune cu solul și validarea modelului matematic elaborat, se pornește de la fișierele de date experimentale culese de la cele 6 articulații ale membrelor inferioare pentru un subiect sănătos, ale cărui caracteristici ale ciclului de mers sunt foarte apropiate de caracteristicile ciclului mediu obținut pentru întregul eșantion pentru testul de mers normal pe sol, T2. Prin introducerea în Excel a șirurilor de date experimentale culese pentru cele 6 unghiuri, și aplicând formulele (38-41) se obțin rezultatele din tabelul 1 (selecție).

Alte date de intrare utilizate în calculul forțelor de reacțiune cu solul sunt reprezentate de lungimile segmentelor membrelor inferioare și de pozițiile centrelor lor de greutate. În figura 5.3. sunt prezentate pozițiile standard ale centrelor de greutate în plan sagital [DEM55] care au stat la baza determinării coordonatelor centrelor de greutate din calculele teoretice. Astfel, centrul de masă al coapsei și tibiei este poziționat în plan sagital la o distanță de articulația șoldului și, respectiv, de cea a a genunchiului, de 43,3% din lungimea totală a fiecăruia din segmente. Centrul de greutate al piciorului este poziționat la o distanță de 42,9% din lungimea totală față de exteriorul călcâiului.

Fig. 5.3. Pozițiile centrelor de masă ale segmentelor corpului uman [DEM55]

Tabel 5.1. Valori experimentale și teoretice (utilizate în modelul matematic) ale unghiurilor de flexie-extensie ale articulațiilor membrelor inferioare (selecție)

Tabel 5.2. Valorile coordonatelor centrelor de greutate pentru elementele membrelor inferioare (selecție)

În urma parcurgerii fiecărei etape a algoritmului de calcul și aplicând relațiile determinate la paragraful 5.4., se obține un șir de valori discrete și, respectiv, o diagramă a forței de reacțiune cu solul corespunzătoare unui ciclu de mers. Diagrama normalizată a forței de reacțiune cu solul, exprimată în [N], raportată la axa orizontală ale cărei valori variază de la 0 la 100 %, este prezentată în figura 5.4..

Fig. 5.4. Diagrama forței de reacțiune cu solul rezultată din modelul matematic al mersului

În figura 5.5. sunt prezentate, comparativ, graficul forței de reacțiune cu solul rezultată din modelul matematic al mersului ciclului mediu și graficul ciclului mediu la nivel de eșantion, al forței de reacțiune obținută experimental.

Fig. 5.5. Compararea diagramei experimentale si teoretice a variației forțelor de reacțiune cu solul

Forma curbelor este apropiată ca alură, cu diferențe mai mari, dar în limite acceptabile (mai mici de 8-10%) în zonele punctelor de extrem (maxime și minim). Diferențe între cele două grafice se observă în dreptul valorilor de extrem (valorile maxime și minime).

O altă diferență se observă în mărimea intervalului diagramei teoretice care se desfășoară pe abscisă în intervalul 0-77% , spre deosebire de diagrama experimentală care de desfășoară în intervalul 0-67%.

Contribuții originale

Dezvoltarea unui model matematic al mersului pe suprafețe plane (pe sol) în vederea determinării numerice a forțelor de recțiune din timpul mersului.

Capitolul 6. Modelarea virtuală a exoscheletului propus pentru reabilitarea mersului

6.1. Introducere

În ultima perioadă se observă o atenție sporită a cercetărilor în ceea ce privește analiza mersului uman, cu aplicații preponderant în domenii precum: medicină, reabilitare medicală, robotică, biomecanică, precum și în domeniul cercetării clinice. Prin analiza clinică a mersului se obțin informații referitoare la parametrii de mers, la analiza cinematică și cinetică a acestora. Cei mai importanți parametri analizați sunt: distanța, viteza de deplasare, lungimea pasului, fazele mersului, forțele de reacțiune [TARD2016]. În domeniul medical analiza și cunoașterea caracteristicilor mersului pot oferi informații esențiale asupra diagnosticării anumitor patologii și, implicit, asupra terapiei de recuperare, adică asupra procedeelor de recuperare parțială sau totală a mișcării prin utilizarea diferitelor instrumente și dispozitive de recuperare. Progresul tehnologic a dus la utilizarea în domeniul recuperării medicale, precum și a sporirii performanțelor în domeniul mișcării, a unor sisteme mecanice complexe (sisteme de tip exoschelet, orteze active, roboți purtători), principala caracteristică fiind reprezentată de posibilitatea personalizării procesului de recuperare.

Obiectivul principal al acestui capitol constă în elaborarea modelului virtual 3D al exoscheletului propus pentru reabilitarea mersului utilizând mediul de modelare parametrizată SolidWorks.

În dezvoltarea noului dispozitiv s-a pornit de la ideea de reproducere a mișcării membrelor inferioare cât mai apropiată de cea umană și posibilitatea de variație a unghiurilor de flexie-extensie pentru fiecare articulație.

Conceperea dispozitivului a început prin studierea 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 parcurgă 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 îndeplinească nevoile pacienților 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 și îmbunătăți mersul în cazul persoanelor ce au afecțiuni ale membrelor inferioare. Afecțiunile pot fi atât la nivelul articulației genunchiului, acesta fiind cazul cel mai des întâlnit, dar și la nivelul articulațiilor șoldului sau gleznei. De aceea dispozitivul propus se poate adapta pentru o recuperare a mișcării articulațiilor ambelor membre inferioare sau doar a unui membru inferior.

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 tensiunilor dezvoltate în timpul mersului în articulațiile membrelor inferioare.

Modularitatea este încă o caracteristică implementată dispozitivului, astfel, în funcție de dimensiunile antropometrice ale pacienților, lungimea de gabarit a exoscheletului putându-se regla atât pe înălțime cât și pe lățime.

6.2. Modelul virtual

Modelul virtual este prezentat în figura 6.1.a. Soluția prezentată este una cu un consum redus de energie, pentru acționarea întregului dispozitiv fiind utilizat un singur motor rotativ care antrenează, prin transmisie cu lanțuri, elementul 1 care este fixat pe cadru. Dispozitivul prezintă în structura sa 8 elemente și 10 cuple de rotație.

6.2.1. Cadrul metalic este conceput astfel încât să îndeplinească o serie de caracteristici: Construcție simplă; Modularitate; Ergonomie sporită; Siguranță.

Proiectarea exoscheletului a fost realizata în mediul virtual de proiectare asistată de calculator SolidWorks. Cadrul a fost modelat în modulul Weldments din SolidWorks care facilitează proiectarea structurilor metalice din profile laminate. Pentru realizarea schiței cadrului metalic a fost utilizat modulul 3D Sketch. Spre deosebire de realizarea clasică a unei schițe în format 2D, aceasta asigură vizualizarea desenului în format 3D reducând numărul de operații și timpul efectiv de concepere. Următoarea etapă a proiectării exoscheletului constă în adăugarea pofilelor metalice, utilizând modulul Structural Member, obținându-se, astfel modelul virtual al cadrului.

În figura 6.1.b. este prezentat modelul virtual al cadrului metalic suport pentru brațele exoscheletului.

a) b)

Fig. 6.1. a) Modelul virtual al exoscheletuluiș b) Modelul virtual al cadrului metalic

Soluția tehnică adoptată presupune un cadru simplu, realizat din profile laminate standardizate care să nu necesite prelucrări mecanice complexe. Cadrul este format la partea inferioară din două profile longitudinale (figura 6.1.b. poz. 1 și 1’), cuprinse în plan sagital și două profile transversale (figura 6.1.b. poz. 2 și 2’) având capetele libere la o distanță de 100 mm unul de celălalt, profilele transversale facând conexiunea între 1 și 1’, împreună formând baza cadrului. În cele 4 capete ale pofilelor longitudinale au fost montate patru roți cu frână utilizate la deplasarea exoscheletului. Pentru a putea fi folosit, atât pentru deplasare, cât și în poziția de repaus, stând pe loc, și pentru a asigura siguranța pacienților, a fost adoptată varianta utilizării unui sistem de roți de deplasare prevăzute cu frână.

Baza se continuă în plan vertical cu două “picioare” simetrice (figura 6.1.b. poz. 5 și 5’) atât pentru partea stângă cât și pentru partea dreaptă. În partea superioară a celor două picioare s-au montat două profile transversale (figura 6.1.b. poz. 6 și 6’) distanțate între ele la o distanță de 100 mm cu rol de rigidizare a cadrului metalic.

La capetele superioare ale picioarelor sunt prevăzute două prelungiri anteroposterioare (figura 6.1.b. poz. 9 și 9’) (în plan sagital) de dimensiuni egale cu lungimea antebrațului și a mâinii unui om cu dimensiuni antropometrice standard, care au rol de sprijin al mâinilor și antebrațelor. Aceste prelungiri sunt prevăzute cu un sistem de telescopare care permite adaptarea lungimii la dimensiunile antropometrice ale antebrațului și mâinii pacientului.

Paralel cu prelungirile anteroposterioare, situate sub acestea la distanta de aproximativ 80 mm, se afla alte două brațe anteroposterioare (figura 6.1.b. poz. 8 și 8’) cu rol de susținere a mecanismelor de transmitere a mișcării.

Dimensiunile de gabarit ale cadrului sunt adaptabile, fiind concepute astfel încât să fie reglate printr-un sistem de telescopare, atât pe direcția înălțimii, cat și pe direcția lățimii cadrului (cuprinsă în plan frontal), permițând astfel utilizarea acestuia de către pacienți cu caracteristici antropometrice diferite.

Reglarea lățimii cadrului în plan frontal se face utilizând principiul de țeavă culisantă, conform căruia cele patru elemente transversale (figura 6.1.b. poz. 6 și 6’ și poz. 2 și 2’) care leagă structurile laterale ale cadrului sunt prevăzute cu câte o țeavă (figura 6.1.b. poz. 3 și 7) dintr-un profil de dimensiuni 40mm x 40mm x 4mm astfel încât elementele (figura 6.1.b. poz. 6 și 6’ și poz. 2 și 2’) să culiseze prin țevile de reglaj (figura 6.1.b. poz. 3 și 7). Reglarea transversală se face prin apropierea elementelor celor două jumătăți spre centru, astfel încât să se păstreze simetria structurii metalice. Fixarea în poziție finală a sistemului de culisare se face prin șuruburi.

6.2.2. Membrele inferioare ale exoscheletului

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 dimensiunile, 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.

Lanțul cinematic corespunzător unui membru inferior este alcătuit din patru elemente secundare (figura 6.2. poz. 12, 13, 15, 16) și 3 elemente principale (figura 6.2. poz. 10, 11, 14), care reproduc dimensional cele trei componente principale ale membrului inferior uman: tibia, femurul și piciorul.

Modelarea elementelor componente ale lanțului cinematic a fost realizată în SolidWorks în modulul Sheet Metal, modul dedicat proiectării pieselor din tablă.

Pentru asigurarea gradelor de libertate din cuplele de rotație aferente articulaților lanțurilor cinematice corespunzătoare membrului inferior stâng și a celui drept, s-a optat pentru utilizarea bolțurilor.

Dispozitivul este unul simetric în raport cu planul sagital, astfel încât subansamblul membrului inferior drept este identic cu subansamblul membrului inferior stâng.

Modelul virtual al membrului inferior al exoscheletului este prezentat în figura 6.2.

Fig. 6.2. Modelul virtual al membrului inferior al exoscheletului

În figura 6.3. este prezentat subansamblul corespunzător membrului inferior drept al exoscheletului – vedere plan sagital, precum și schema cinematică. Elementele din figura 6.3. b) au următoarea semnificație:

Poz. 10 – element tip bară corespunzător femurului;

Poz. 11 – element tip bară corespunzător tibiei;

Poz. 12 – element tip bară care ajută la realizarea unghiului de flexie-extensie a genunchiului;

Poz. 13 – element tip bară care ajută la realizarea unghiului de flexie-extensie a gleznei;

Poz. 14 – element tip bară corespunzător piciorului;

Poz. 15 și 16 – elemente tip bară prin care se reglează amplitudinea unghiului de flexie-extensie al celor trei articulații;

Poz. 17 – roată dințată de lanț care convertește mișcarea de rotație a motorului electric în mișcare de pendulare a elementelor 10 și 13;

Poz. 18, 19 și 20 – roți dințate de lanț care întră în componența sistemului de transmitere a a puterii;

Poz. 21 și 22 – lanțuri prin care se transmite puterea;

Poz. 23 – motor electric.

a) b)

c)

Fig. 6.3. a) Subansamblul corespunzător membrului inferior drept al exoscheletului – vedere plan sagital (numerotarea elementelor este prezentată în figura 6.2.); b) schema cinematică; c) detaliu A – sistemul de transmitere a puterii

Întreaga mișcare a exoscheletului este generată de un singur motor electric. Transmiterea puterii de la motor către cele două membre inferioare ale exoscheletului se realizează prin transmisie mecanică cu roți dințate (figura 6.3. poz. 18, 19 și 20) și lanțuri (figura 6.3. poz. 21, și 22).

Articulația șoldului și cea a genunchiului sunt acționate de motorul electric și transmisia cu lanțuri (figura 6.3. poz. 18-23), iar mișcarea articulației gleznei se produce ca rezultat al acțiunii unei combinații de pârghii (figura 6.2. poz. 12-13).

6.2.3. Mișcarea articulației șoldului exoscheletului, este inspirată din mișcarea șoldului uman, dispozitivul fiind conceput pentru a asigura o mișcare de flexie-extensie care să îndeplinească parametrii măsurați experimental pe subiecți. Componenta principală a articulației șoldului este reprezentată de elementul 10, element similar femurului uman.

În figura 6.4. este prezentat modelul virtual al articulației șoldului exoscheletului.

Fig. 6.4. Modelul virtual al articulației șoldului exoscheletului

Flexia-extensia șoldului este o mișcare care are la bază principiul “bielă – manivelă” prin care mișcarea circulară produsă de motorul electric și transmisă prin transmisie cu lanțuri la elementul 17 este transformată în mișcarea rectilinie a elementului 16, care este transmisă către elementul 10, iar acesta, fiind fixat printr-o cuplă de rotație de cadrul metalic, transformă mișcare rectilinie în mișcare de pendulare. Amplitudinea unghiului genunchiului se poate regla în intervalul 5° – 50° prin modificarea lungimii elementul 16 și modificarea distanței față de centru a fixării elementul 16 pe roata dințată astfel, pentru o amplitudine mai redusă a unghiului, lungimea elementului 16 și distanța fixării elementului 16 pe roata dințată se micșorează, iar pentru o amplitudine mai mare, cei doi parametri se măresc. Principiul de funcționare a articulației șoldului este prezentat în fig 6.5..

Fig. 6.5. Principiul de funcționare a articulației șoldului.

6.2.4. Mișcarea articulației genunchiului exoscheletului este inspirată din mișcarea genunchiului uman. Mecanismul este conceput pentru a efectua o mișcare de flexie-extensie care să îndeplinească parametrii măsurați experimental pe subiecți. Articulația genunchiului este compusă din două elemente principale (figura 6.6. a) poz. 10 și 11) și un element secundar (figura 6.6. b) poz. 12).

Ca și în cazul articulației șoldului, mișcarea de flexie-extensie a articulației genunchiului se bazează pe principiul “bielă – manivelă” prin care biela este reprezentată de elementul 12 iar manivela este reprezentată de elementul 15. Unghiul se formează din mișcarea de pendulare a articulației șoldului și mișcarea rectilinie a elementului 12 care acționează capătul elementului 11.

Principiul de funcționare a articulației genunchiului este prezentat în figura 6.7..

Reglarea unghiului de flexie-extensie a articulației genunchiului se face prin modificarea unghiului de flexie-extensie a articulației șoldului și prin modificarea lungimii elementului 15.

a) b)

Fig. 6.6. a) Modelul virtual al articulației genunchiului; b) Sistemul de transmitere a mișcării către articulația genunchiului

Fig. 6.7. Principiul de funcționare a articulației genunchiului.

6.2.5. Mișcarea articulației gleznei exoscheletului este rezultatul acțiunii a 2 elemente principale: elementul 11 care reprezintă tibia și elementul 14 care reprezintă piciorul, precum și dintr-un element secundar (figura. 6.8. poz. 13). Mișcarea articulației gleznei, spre deosebire de celelalte două articulații, nu este antrenată de motorul electric, ci este rezultatul combinației mișcărilor celor trei elemente amintite mai sus (figura. 6.8. poz. 11,13,14). Unghiul de flexie-extensie al articulației gleznei se formeză din mișcarea articulației genunchiului la care se adaugă deplasarea elementului 13.

a) b)

Fig. 6.8. a) Modelul virtual al articulației gleznei b) principiul de funcționare al articulației gleznei

6.3. Analiza cinematică a mecanismului

În figura 6.9. este prezentată schema cinematică a mecanismului

Fig. 6.9. Schema cinematică a mecanismului

Calculul gradului de mobilitate se face cu relația:

(6.1.)

Se cunosc:

-lungimile elementelor:

lAB = 11 mm, lBC = 91mm, lCD= 36mm, lCE = 480mm, lAF = 20mm, lFH = 461mm, lGH = 61mm, lGK = 465mm, lEJ = 451mm, lEJ = 451mm.

-coordonatele cuplelor de rotație legate la bază: xD=80 mm, yD= 0 mm; xA=yA=0.

Distanța de la cupla A la sol este 1050 mm.

-legea de mișcare a elementului conducător:

Mecanismul prezintă în structură trei diade de tip RRR: BCD, EHF, JGK

Elementul conducător

Ecuațiile pozițiilor

(6.2.)

Ecuațiile vitezelor

(6.3.)

Ecuațiile accelerațiilor:

(6.4.)

Diada BCD

Ecuațiile pozițiilor:

(6.5.)

(6.6.)

Ecuația (6.2.) se ridică la pătrat și se adună, membru cu membru, rezultând relația trigonometrică:

(6.7.)

unde:

(6.8.)

Soluția ecuației este de forma:

(6.9.)

Pentru a determina unghiul se înlocuiește valoarea lui in una din ecuațiile sistemului (6) si apoi se determina coordonatele si .

Ecuațiile vitezelor

(6.10.)

Ecuațiile accelerațiilor:

(6.11.)

Parametrii cinematici ai cuplei E:

Ecuațiile pozițiilor:

(6.12.)

Ecuațiile vitezelor se obțin prin derivarea în raport cu timpul a relațiilor (6.12.):

(6.13.)

Ecuațiile accelerațiilor se obțin prin derivarea în raport cu timpul a relațiilor (6.13.)

(6.14.)

Parametrii cinematici ai cuplei F:

Ecuațiile pozițiilor

(6.15.)

Ecuațiile vitezelor se obțin prin derivarea în raport cu timpul a relațiilor (6.15.):

(6.16.)

Ecuațiile accelerațiilor

(6.17.)

Diada FHE

Ecuațiile pozițiilor:

(6.18.)

Unde =121o

Ecuațiile vitezelor

(6.19.)

Parametrii cinematici ai cuplei G

Ecuațiile pozițiilor

(6.20.)

Unde =121o

Ecuațiile vitezelor se obțin prin derivarea în raport cu timpul a relațiilor (6.20.):

(6.21.)

Parametrii cinematici ai cuplei J

(6.22.)

Unde 

Diada JKG

Ecuațiile pozițiilor

(6.23.)

Ecuațiile vitezelor

(6.24.)

Analiza cinematică a mecanismului a fost soluționată cu ajutorul softului Maple.

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

>

Rezultate

Rezultatele unghiurilor obținute în calculul cinematic sunt prezentate în tabelul 6.1.

Tabel 6.1. Rezultatele unghiurilor obținute în calculul cinematic

În figura 6.10. este prezentată graficul comparativ dintre diagrama articulației genunchiului obtinută prin calculul cinematic și diagrama articulației genunchiui osteoartritic.

Fig. 6.10. graficul comparativ dintre diagrama articulației genunchiului obtinută prin calculul cinematic și diagrama articulației genunchiui osteoartritic

6.4. Realizarea prototipului fizic al exoscheletului

O etapă importantă în elaborarea tezei a fost realizarea prototipului fizic al exoscheletului. Prototipul a fost realizat în mai multe etape pornind de la confecționarea cadrului metalic urmată de realizarea elementelor membrelor inferioare și a roților dințate și în final asamblarea acestora pe cadrul metalic.

Varianta constructivă aleasă pentru realizarea cadrului a fost de tipul structură metalică sudată. Acest tip oferă o serie de avantaje favorabile în procesul de realizare al cadrului, cum ar fi: utilizarea de profile metalice laminate standardizate care nu necesită prelucrări metalice, asamblarea prin sudură care oferă un timp rapid de producție și modularitate dată de utilizare elementelor prefabricate.

Pentru construcția cadrului au fost utilizate elemente prefabricate de tip țeavă rectangulară cu dimensiunile 30mm x 30mm x 3mm si 40mm x 40mm x 4mm care au fost debitate la lungimile necesare asamblării, iar asamblarea acestora s-a făcut prin sudură.

În figura 6.10. este prezentat prototipul fizic al exoscheletului unde se observă cadrul metalic.

Fig. 6.10. Prototipul fizic al exoscheletului.

În cazul elementelor membrelor inferioare (figura 6.11. a)) materialul folosit a fost tablă din material S235jr și grosime 3 mm. Soluția constructivă aleasă pentru realizarea pieselor din tablă a fost debitarea laser. A fost aleasă această variantă datorită preciziei de tăiere mult mai mare decât în cazul debitării prin mijloace mecanice tradiționale și datorită deformării materialului în zona de tăiere care este mult mai redusă față de deformațiile ce apar în cazul prelucrările mecanice tradiționale. Tot prin debitare laser au fost prelucrate și roțile dințate (figura 6.11. b)), singura diferență fiind grosimea tablei utilizate (grosime – 1,5 mm).

a) b)

Fig. 6.11. Prototipul fizic a) membrele inferioare b) roțile dințate

În figura 6.12. este prezentată articulația genunchiului și a gleznei

a) b)

Fig. 6.12. a) Articulație genunchi, b) Articulație glezna

În figura 6.13. este prezentată articulația șoldului și transmisia cu lanțuri.

a) b)

c)

Fig. 6.13. Articulația șoldului și transmisia cu lanțuri: a) vedere din exterior, membru drept, b) vedere din interior, membru drept, c) vedere din interior membru stâng

Fig. 6.14. Secvențe preluate dint-un pas efectual de exoschelet

6.5. Evaluări biomecanice ale exoscheletului

Utilizând echipamentul Biometrics descris în Capitolul 4 au fost obținute informații cu privire la caracteristicile de mers ale exoscheletului. Pentru toate cele 6 articulații s-au obținut diagramele de variație ale unghiului de flexie-extensie, rezultate care au fost comparate cu rezultatele obținute în cazul subiecților sănătoși. Scopul acestui studiu a fost acela de a valida fezabilitatea dispozitivului într-un proces de recuperare a mișcărilor articulațiilor în timpul mersului. În figura 6.15. este prezentat sistemul de achiziție de date montat pe exoschelet.

Ca și în cazul montajului echipamentului Biometrics pe subiecți și pacienți, pentru articulația șoldului și a genunchiului au fost utilizate electrogoniometre de tip SG 150, iar pentru articulația gleznei, electrogoniometre de tip SG110A.

În urma măsurătorilor au fost obținute variațiile unghiurilor de flexie – extensie pentru cele 3 articulații ale membrelor inferioare.

Fig. 6.15. Echipamentul Biometrics montat pe exoschelet

În figura 6.16. este prezentată diagrama variației unghiurilor de flexie extensie pentru articulația șoldului, a genunchiului și a gleznei.

Fig. 6.16. Variația unghiurilor de flexie extensie ale articulației șoldului, genunchiului și gleznei exoscheletului

Datele experimentale au fost prelucrate folosind metoda descrisă în capitolul 4. Au fost obținute diagramele ciclurilor medii pentru fiecare articulație. În figurile 6.17.-6.19. sunt prezentate diagramele obținute în urma testelor executate de exoschelet.

Fig. 6.17. Ciclul mediu al unghiului de flexie extensie pentru articulația șoldului – exoschelet

Fig. 6.18. Ciclul mediu al unghiului de flexie extensie pentru articulația genunchiului – exoschelet;

Fig. 6.19. Ciclul mediu al unghiului de flexie extensie pentru articulația gleznei – exoschelet

În figurile 6.20-6.22. sunt prezentate diagramele comparative ale ciclurilor medii ale articulațiilor șoldului, genunchiului și gleznei pentru exoschelet și pentru subiectul sănătos.

Fig. 6.20. Compararea variației unghiului de flexie extensie pentru articulația gleznei – exoschelet și subiect sănătos

Fig. 6.21. Compararea variației unghiului de flexie extensie pentru articulația genunchiului – exoschelet și subiect sănătos

Fig. 6.22. Compararea variației unghiului de flexie extensie pentru articulația șoldului – exoschelet și subiect sănătos

Discuții

În cazul ciclului mediu al articulației șoldului a exoscheletului ca și în cazul articulației subiectului sănătos unghiul prezintă valori atât pozitive cât și negative. Se constată o variație mai mare a unghiului între -18° și 17° a exoscheletului față de unghiul subiectului sănătos care este între -15° și 13°. Alura celor două 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 al alurii curbei, cele două cicluri prezintă unele diferențe date în primul rând de lipsa, în cazul exoscheletului, a primei bucle a ciclului mediu. O altă diferență se constată în cazul poziției punctelor maxime care nu coincid, exoscheletul realizând valoarea maximă a unghiului mai aproape de începutul ciclului în comparație cu subiectul sănătos.

În cazul articulației gleznei forma curbelor ciclurilor medii ale exoscheletului și subiectului sănătos prezintă diferențe, însă, din punct de vedere al variației unghiului, valorile sunt apropiate, astfel, în cazul exoscheletului unghiul variază între -7° și 9° iar în cazul subiectului sănătos variază între -9° și 10°.

Contribuții proprii

Realizarea prototipului virtual al exoscheletului

Calculul cinematic al exoscheletului

Realizarea prototipului fizic al exoscheletului

Evaluări biomecanice ale exoscheletului

Capitolul 7. Simularea mersului unui manechin virtual, utilizând programul Adams

7.1. Introducere

În acest capitol sunt prezentate cercetările în direcția cinematici și dinamici mersului uman utilizând sistemul software ADAMS [MSC2013]. Studiile sunt concentrate pe mersul pe suprafața solului precum și pe mersul pe banda de alergat. Rezultatele obținute în urma evaluării subiecților au fost folosite ca date de intrare în analiza virtuală. Pe lângă aceste rezultate, pentru a efectua analiza virtuala a fost nevoie de realizarea unui manechin virtual. Acesta a fost creat în software SolidWorks pe baza eșantionului de subiecți, astfel încât dimensiunile segmentelor de corp ale manechinului corespund cu dimensiunile medii ale datelor antropometrice ale subiecților. Pentru a fi posibilă simularea mersului manechinului în mediul virtual ADAMS este necesara dezvoltarea unui model multibody al manechinului în cele două situații analizate: mers pe suprafața solului și mers pe banda de alergare cu viteze și înclinări diferite.

În urma simulării sunt obținute forțele de reacțiune care acționează la nivelul celor trei articulații ale membrelor inferioare. Rezultatele obținute se pot utiliza într-o gama largă de domenii: sport, medicina recuperativă, știință și tehnologie, ergonomie.

Din analizele experimentale au fost obținute atât deplasările segmentelor corpului cât și forțele de reacțiune rezultate la contactul cu suprafața solului. Alte două grupuri de date sunt necesare în analiza dinamică, acestea fiind forțele de recțiune cu solul și forțele de reacțiune din articulații. Din cauza faptului că acestea două nu au putut fi determinate prin măsurători, a fost necesară obținerea lor prin calcul. Analiza mersului uman prin sistemul multibody prezintă 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 cât mai exactă este necesară introducerea acestor fenomene în modelarea mersului.

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 [BOU2002], continuate cu modele reduse la cazul bidimensional: [PAN1998], [KOO1995], [WOJ1998], [ONY1980 ] și ajungându-se la modele ce respectă asemănarea antropomorfică [TUN2012, KEC2011].

Modelul virtual al manechinului elaborat și utilizat în acest capitol respectă structura cinematică și proprietățile de masă ale sistemului locomotor. Pentru contactul cu solul sunt luate în considerație și alunecarea dar și impactul cu solul, utilizând modelul de contact prin definirea unei funcții de impact. Modelul 3D al manechinului uman a fost conceput în SolidWorks utilizând datele antropometrice medii aferente eșantionului de subiecți sănătoși din tabelul 7.1. Datele manechinului realizat în SolidWorks pot fi adaptate cu ușurință în cazul unor cercetări efectuate pe diferiți subiecți umani datorită design-ului parametrizat.

Tabel 7.1. Valorile medii ale datelor antropometrice

7.2.1. Definirea modelului cinematic al manechinului și a proprietăților masice

În figura 7.1. este prezentat ansamblul virtual al manechinului rezultat după asamblarea celor 13 părți componente, conectate între ele prin cuple cinematice. Modelul virtual al manechinului a fost elaborat și utilizat în articole publicate de autorul tezei împreună cu echipa cu care a colaborat în timpul cercetărilor din cadrul tezei de doctorat [TAR2016/1, TAR2018/1, TAR2016/2].

Fig. 7.1. Modelul virtual și schema cinematică simplificată a lanțurilor cinematice ale membrelor inferioare umane

Pentru realizarea modelului multibody, modelul virtual spațial al manechinului elaborat în SolidWorks a fost exportat în baza de date a software-ul ADAMS.

În scopul definirii proprietăților masice ale componentelor manechinului se utilizează datele parametrizate din [SEI1989], care au permis introducerea în mediul ADAMS a densității diferitelor segmente ale corpului manechinului, modelate cu distribuție omogenă a masei, putându-se, astfel, calcula în ADAMS poziția centrului de masă și momentele de inerție corespunzătoare tuturor componentelor modelului virtual.

Manechinul a fost modelat astfel încât membrele inferioare au în componență cele trei segmente: femur, tibie și picior și cele trei articulații: articulația șoldului, genunchiului și gleznei. Cele trei articulații au fost modelate în mod simplificat sub forma unor cuple de rotație care să permită reproducerea mișcării de flexie-extensie. Definirea celor trei cuple cinematice corespunzătoare membrului inferior drept este prezentată în figurile 7.2.-7.4..

Fig. 7.2. Definirea cuplei cinematice corespunzătoare genunchiului

Fig. 7.3. Definirea cuplei cinematice a gleznei

Fig. 7.4. Definirea cuplei cinematice a șoldului

Pasul următor al modelării a constat în introducerea legilor de mișcare culese experimental în fiecare dintre cele 3 cuple ale membrului inferior drept și cele 3 ale membrului inferior stâng. Datele experimentale, sub formă tabelară, au fost introduse în ADAMS și au fost, apoi, interpolate ca funcții SPLINE, funcții ce definesc variația unghiului de flexie extensie din cuplă în funcție de timp, folosind metoda Akima. În figurile 7.5.- 7.7. sunt prezentate graficele de variație ale funcțiilor spline din articulațiile soldului, genunchiului și gleznei.

Fig. 7.5. Funcția spline a variației unghiului de flexie-extensie [rad] a șoldului drept, funcție de timp [s]

Fig. 7.6. Funcția spline a variației unghiului de flexie-extensie a genunchiului drept [rad], funcție de timp [s]

Fig. 7.7. Funcția spline a variației unghiului de flexie-extensie a gleznei drepte[rad], funcție de timp [s]

Similar, au fost utilizate fișierele experimentale pentru cele trei articulații ale membrului inferior stâng și au fost obținute funcțiile Spline corespunzătoare.

7.2.2. Modelarea contactului dintre talpă și sol

Un aspect important al construirii modelului multibody îl reprezintă definirea modelului de contact dintre talpă și podea. Mediul de simulare virtuală ADAMS are posibilitatea de a realiza calcule pe model rigid-elastic, în cadrul căruia 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)[KON2008].

(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) [KON2008]:

(7.2)

Unde Δd = x0-x, este deformația corpului.

Forța de amortizare este nulă atunci când adâncimea de pătrundere a celor două corpuri este nulă și capătă valoarea maximă atunci când este atinsă adâncimea de pătrundere d .

Dintre autorii care au studiat interfața talpă-podea amintim pe Valiant [VAL2013] care a studiat caracteristicile dinamice ale suprafeței plantare a piciorului, studii continuate ulterior de Meglan [MEG1991, MEG1992], care s-a ocupat cu determinarea parametrilor încărcare-deformație ale contactului dintre talpă și podea.

În ADAMS este posibilă utilizarea metodei de impact pentru definirea contactului, prin introducerea 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 [PAT1993].

Ținând cont de considerentele expuse, contactul între talpă și sol a fost definit conform figurii 7.8..

Fig. 7.8. Inserarea parametrilor de contact pentru solidele aferente tălpii și podelei

Soluționarea modelului dinamic a fost realizată prin utilizarea solverului WSTIFF și a algoritmului de integrare SI2.

7.3. Rezultate ale simulării mersului pe sol al manechinului

Rezultatele obținute prin simularea ADAMS constau în rezultate grafice reprezentând traiectoriile articulațiilor, precum și rezultate numerice.

Traiectoriile efectuate de centrele celor trei articulații obținute în urma simulărilor numerice în ADAMS sunt prezentate în figura 7.9., iar în figura 7.10. sunt prezentate fazele de mers efectuate de manechin în timpul simulării.

Fig. 7.9. Traiectoriile centrelor celor trei articulații ale manechinului

Fig. 7.10. Poziții succesive ale mersului pe sol al manechinului

Rezultatele numerice obținute sunt reprezentate sub forma de diagrame de variație în timp a parametrilor dinamici sau cinematici ai manechinului în timpul mersului. Toți parametrii dinamici sau cinematici sunt calculați prin raportarea la sistemul de referință fix, având originea plasată în centrul de masă al manechinului și axele orientate așa cum se observă în figura 7.11..

Fig. 7.11. 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 7.12. Diagrame similare au fost obținute pentru celelalte cinci articulații.

Fig. 7.12. Deplasările translaționale ale șoldului, în direcția orizontală și direcția verticală calculate în ADAMS

În figura 7.13 sunt redate diagramele de variație ale forțelor de reacțiune experimentale culese pe cele 6 platforme de forță utilizate, corespunzătoare testului de mers normal pe sol, subiectul 1.

Fig. 7.13. Diagrama forțelor de reacțiune experimentale culese pe cele 6 platforme de forță, mers normal pe sol

Forțele de reacțiune verticale dezvoltate în articulația șoldului, genunchiului, gleznei forțele de reacțiune cu solul ale manechinului sunt prezentate în figurile 7.14.-7.17. Prin compararea valorilor forțelor de reacțiune cu solul obținute în testul experimental pe platformele de forță prezentate în figura 7.13., cu cele rezultate în urma simulării numerice în ADAMS, se observă că acestea sunt similare ca valori și alură. Ca și în cazul diagramei obținute experimental, se constată că se păstrează 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 forță. 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 valoare maxim, egală cu 810-820 N, adică (1.19-1,21) * greutatea corpului uman (GCU), se înregistrează în faza de mers când călcâiul atinge podeaua, iar cea de-a doua valoare maximă, egală cu 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 următor.

Diferențele între curbele experimentale și curbele rezultate din ADAMS pot apărea din modelarea segmentelor manechinului care au fost construite prin aproximări ale valorilor, dar și din modelarea condițiilor de contact și a contactului manechinului cu solul în timpul mersului.

a) b)

Fig. 7.14. Variația forței de reacțiune pentru articulația manechinului a) șold drept b) șold stâng

a) b)

Fig. 7.15. Variația forței de reacțiune pentru articulația manechinului a) genunchi drept b) genunchi stâng

a) b)

Fig. 7.16. Variația forței de reacțiune pentru articulația manechinului a) gleznă dreaptă b) gleznă stângă

a) b)

Fig. 7.17. Variația forței de reacțiune cu solul pentru membrul inferior al manechinului a) drept b) stâng

7.4. Rezultate ale simulării mersului pe sol al ansamblului manechin – exoschelet

În cadrul acestui subcapitol, ne-am propus modelarea și simularea mersului ansamblului manechin-exoschelet virtual prezentat în figura 7.18., în ipoteza mersului pe suprafața plană (sol), având ca punct de plecare datele experimentale obținute și ciclul mediu determinat la nivel eșantionului de subiecți sănătoși.

Fig. 7.18. Ansamblul virtual manechin – exoschelet pe suprafața solului

Rezultatele numerice ale simulării mersului exoscheletului atașat pe manechin sunt prezentate în figurile 7.19.-7.21. În figura 7.19. sunt prezentate rezultatele numerice obținute pentru variația unghiulară a articulațiilor genunchiului. În cele două grafice se observă că amplitudinea calculată a articulației genunchiului variază între 0 și 63°. În figura 7.20. sunt prezentate variațiile unghiulare ale articulațiilor șoldului. Pentru toate cele șase articulații valorile obținute prin simularea ADAMS sunt similare cu cele obținute în evaluările experimentale. Variațiile unghiulare ale articulațiilor gleznei sunt prezentate în figura 7.20 unde se observă faptul că diagrama are atât valori pozitive cât și negative cuprinse între -7° și 8°.

Figurile 7.22.-7.25. 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 reacțiune verticale calculate ajung la amplitudinea maximă atunci când piciorul exoscheletului se detașează de pământ. Figura 7.25. prezintă forțele de reacțiune cu solul ale exoscheletului pentru ambele membre inferioare. Valoarea maximă este de 980N, care este o valoare corelată cu greutatea manechinului virtual asistat. Greutatea ansamblului manechin – exoschelet este de 790N, astfel încât componenta forței verticale a genunchiului exoscheletului este de aproximativ 1,23 ori greutatea modelului. Figura 7.26. prezintă cuplul calculat al motorului de acționare pe axa de rotație și puterea calculată a dispozitivului de acționare. Valorile vârfurilor sunt de 14 Nm, corespunzând fazei de contact cu solul a picioarelor. Pentru faza oscilantă a exoscheletului, valorile forțelor și cuplul calculat sunt mai mici. Rezultatele simulării permit să se concluzioneze că proiectarea exoscheletului picioarelor este adecvată pentru reabilitarea mersului uman.

Fig. 7.19. Variația unghiului de flexie extensie a articulațiilor genunchiului

Fig. 7.20. Variația unghiului de flexie extensie a articulațiilor șoldului

Fig. 7.21. Variația unghiului de flexie extensie a articulațiilor gleznei

a) b)

Fig. 7.22. Variația forței de reacțiune pentru articulația soldului: a) șold drept b) șold stâng

a) b)

Fig. 7.23. Variația forței de reacțiune pentru articulația genunchiului

a) b)

Fig. 7.24. Variația forței de reacțiune pentru articulația gleznei

a) b)

Fig. 7.25. Variația forței de reacțiune cu solul pentru membrul inferior drept și stâng

a) b)

Fig. 7.26. Parametrii motorului: (a) cuplul motor; (b) variația de putere.

În figura 7.27. este prezentată o comparație a variației unghiulare dintre articulația genunchiului drept al sistemului manechin – exoschelet și articulația genunchiului uman drept. De asemenea, ținând cont de variabilitatea biologică a mersului uman, pentru o comparație relevantă, sunt prezentate în aceeași diagramă variațiile unghiurilor articulației genunchiului uman și al articulației genunchiului exoscheletului pentru mai multe cicluri consecutive. Se observă că amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului uman variază între 59°- 62°, iar amplitudinea unghiulară maximă pentru articulația genunchiului exoscheletului este constantă la 63°, fiind ciclică și neprezentând variabilitate.

Fig. 7.27. Comparația variației unghiului de flexie extensie al genunchiului uman si al articulației genunchiului exoscheletului

7.5. Rezultate ale simulării mersului pe banda inclinată a ansamblului manechin virtual – exoschelet

Pentru acest model de simulare, exoscheletul este purtat manechinul uman virtual, modelul de simulare fiind completat cu o banda de alergat cu posibilitatea de reglare a înclinării. În figura 7.28. este prezentat modelul virtual al ansamblului manechin-exoschelet pe banda de alergat.

Fig. 7.28. Ansamblul virtual manechin – exoschelet pe banda de alergat

Pentru a defini contactul dintre piciorul exoscheletului și banda de alergare se folosește funcția de impact din mediul virtual ADAMS, 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 setată la 2,5 km/h și unghiul de înclinare este setat la 0°, 3° și 7°.

Rezultatele numerice ale simulării mersului exoscheletului atașat pe manechin sunt prezentate în figurile 7.29-7.32. În figura 7.32. 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 alergat 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 exoscheletului 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 7.32. că perioada corespunzătoare fiecărei faze executate în timpul mersului de subiectul uman diferă de la una la alta. Fazele efectuate de exoschelet nu prezintă variabilitate. Grafice similare au fost obținute și pentru celelalte cazuri de mers pe bandă.

Fig. 7.29. Variația unghiului de flexie extensie a articulației genunchiului 2,5km/h-7°

Fig. 7.30. Variația unghiului de flexie extensie a articulației soldului 2,5km/h-7°

Fig. 7.31. Variația unghiului de flexie extensie a articulației gleznei 2,5km/h-7

Fig. 7.32. Variația unghiului de flexie extensie pentru mers pe banda înclinată 2,5km/h-7°.

Figurile 7.33.-7.36. 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°, respectiv, 7° înclinare. Forța verticală de reacțiune atinge un maxim de 930N pentru articulația șoldului și 970N pentru articulația genunchiului. În acest caz, forțele de reacțiune verticale calculate ajung la amplitudinea maximă atunci când piciorul exoscheletului se află pe bandă. Figura 7.36. prezintă forțele de reacție la sol ale exoscheletului pentru membrul inferior drept.

a) b)

Fig. 7.33. Variația forțelor de reacțiune din articulația genunchiului pentru testele a) 2,5km/h-3° și

b) 2,5km/h-7°

a) b)

Fig. 7.34. Variația forțelor de reacțiune din articulația șoldului pentru testele a) 2,5km/h-3° și

b) 2,5km/h-7°

a) b)

Fig. 7.35. Variația forțelor de reacțiune din articulația gleznei pentru testele a) 2,5km/h-3° și

b) 2,5km/h-7°

a) b)

Fig. 7.36. Variația forțelor de reacțiune din membrul inferior drept pentru testele a) 2,5km/h-3°

și b) 2,5km/h-7°

Valoarea maximă este de 1080N, de asemenea o valoare corelată cu greutatea manechinului virtual asistat (pacient). Greutatea ansamblului manechin – exoschelet este de 790N, astfel încât componenta forței orizontale a genunchiului exoscheletului este de aproximativ 1,36 ori greutatea modelului.

Se constată că o dată cu creșterea înclinării benzii de la 0 grade la 7 grade, valorile maxime înregistrate la forțele de reacțiune cu solul cresc de la 980N în cazul mersului pe suprafața solului și până la 1080N în cazul mersului pe banda de la alergat cu o înclinare de 7 grade, rezultând o creștere cu 100N a forței de reacțiune.

Din punct de vedere al valorii GCU se constată o creștere de la valoarea de 1,23 GCU în cazul mersului pe suprafața solului și până la 1,36 GCU în cazul mersului pe banda de la alergat cu o înclinare de 7 grade.

Concluzii

Valorile obținute pentru forțele de reacțiune cu suprafața solului prin simulările numerice în mediul virtual ADAMS se pot compara cu cele obținute experimental în cazul platformelor de forță, acest aspect reprezentând un argument important în validarea modelul virtual utilizat în aceste studii. Totodată, aceste rezultate sunt comparabile cu rezultatele obținute de alți cercetători [CHO2013]. Pornind de la datele experimentale pentru unghiurile de flexie-extensie ale celor șase articulații ale membrelor inferioare umane, se pot obține, pe lângă forțele de reacțiune cu suprafața solului și forțele de reacțiune din articulații. În cazul în care nu pot fi utilizate platformele de forță, cum este cazul mersului pe bandă, atunci, validarea acurateței modelării manechinului (prin confirmarea experimentală a rezultatelor obținute pentru forțele de reacțiune cu suprafața solului) ne permite să obținem, numeric, forțele de reacțiune cu suprafața solului și cele din articulații. Forțele de reacțiune dezvoltate în fiecare articulație a membrelor inferioare sunt foarte utile pentru înțelegerea mișcării normale și patologice și pentru studiul tensiunilor și deplasărilor din articulațiile umane normale, din articulațiile cu afecțiuni și din cele protetice sau ortotice, utilizând metoda elementelor finite [PRO2007, CAL2016, TAR2016, CAT2013, TAR2014/a].

Forțele de reacțiune cu solul sunt utile pentru studierea comportamentului dispozitivelor medicale utilizate pentru recuperare și pentru reabilitarea mișcărilor articulațiilor membrelor inferioare sau pentru simularea și analizarea procesului de osteosinteză a fracturilor membrelor inferioare. Rezultatele simulărilor și analizelor cu metoda elementelor finite pot fi utilizate ulterior pentru proiectarea și dezvoltarea unor structuri mecatronice, a unor robotice humanoide, sau a unor roboți pășitori.

Contribuții proprii

Modelarea virtuală a contactului manechinului cu solul pentru cazurile de mers studiate.

Determinarea, prin interpolarea fișierelor experimentale, a legilor de mișcare ale celor 6 articulații (șold, genunchi și gleznă) corespunzătoare celor două membre inferioare ale manechinului virtual.

Simularea numerică a mersului manechinului în software-ul ADAMS, în variantele: mers normal pe sol, mers pe bandă orizontală și înclinată.

Simularea mersului în software-ul ADAMS al ansamblului manechin – exoschelet în variantele: mers normal pe sol, mers pe bandă orizontală și înclinată.

Determinarea diagramelor de variație în timp ale forțelor de reacțiune cu suprafața solului, precum și ale forțelor de reacțiune din cele șase articulații ale membrelor inferioare ale manechinului pentru cazurile analizate.

Capitolul 8. Valorificare rezultate, contribuții originale și direcții viitoare de cercetare

8.1. Valorificare rezultate cercetare

Studiile, analizele, și rezultatele experimentale prezentate în această lucrare au fost diseminate prin intermediul articolelor publicate în Jurnale ISI cu factor de impact, in volumele unor conferințe internaționale indexate ISI sau BDI.

Articole publicate in jurnale cotate ISI si volume indexate ISI

Contribuții proprii

Realizarea unei sinteze a stadiului la zi al sistemelor de recuperare a mișcării membrelor inferioare, precum și a metodelor de analiză și a articulațiilor membrelor inferioare umane.

Gestionarea întregului proces de achiziție de date.

Achiziționarea unui număr total de 2472 de fișiere de date experimentale, prelucrarea fișierelor și obținerea diagramelor ciclurilor medii ale unghiurilor de flexie-extensie pentru cele 6 articulații ale membrelor inferioare ale fiecărui subiect sănătos și pacient și obținerea diagramelor pentru ciclurile medii la nivel de eșantion.

Prelucrarea datelor culese pentru forțele de reacțiune și obținerea ciclurilor medii ale acestora corespunzător celor 3 teste experimentale de mers pe sol, atât pentru subiecții sănătoși, cât și pentru pacienți.

Elaborarea modelului matematic al mersului cu viteză normală pe sol în vederea obținerii, in final, a expresiilor de calcul ale variației forțelor de reacțiune cu solul in timpul unui ciclu de mers.

Elaborarea modelului virtual al dispozitivului de reabilitare a mișcării articulațiilor membrelor inferioare.

Execuția prototipului fizic al dispozitivului de recuperare a mișcării membrelor inferioare.

Achiziționarea și prelucrarea datelor experimentale culese de la cele 6 articulații ale dispozitivului de reabilitare

Simularea mersului manechinului, în mediul de simulare ADAMS, în diferite faze: mers pe suprafața solului și pe banda de alergat, cu și fără exoschelet.

Obținerea diagramelor și a legilor de mișcare ale articulațiilor exoscheletului, dar și a legilor de variație în timp ale forțelor de reacțiune cu solul și ale forțelor de reacțiune din articulații.

8.2.Direcții viitoare de cercetare

Direcțiile viitoare de cercetare au în vedere următoarele aspecte:

Realizarea prototipului fizic al dispozitivului din cererea de brevet;

Dezvoltarea unei orteze active de genunchi;

Brevetarea dispozitivului exoschelet de reabilitare a mișcării articulațiilor genunchiului și gleznei, propus în teza.

Cerere de Brevet – în curs de evaluare

Dispozitiv pentru recuperarea progresiva a mișcărilor articulațiilor umane utilizat în sisteme ortotice, Inventatori: Petcu Alin, Tarniță Daniela, Tarniță Dănuț-Nicolae, cerere de brevet nr. A/00081, 2016.

Pe parcursul activității de cercetare în vederea elaborării și finalizării tezei de doctorat s-au conturat mai multe idei inovative privind sistemele de reglare a unghiului de flexie-extensie a genunchiului pe perioada reabilitării mișcării acestuia. Aceste sisteme fac parte integrantă din dispozitive de recuperare a mișcării de tip orteze.

O astfel de idee a fost dezvoltată și documentația aferentă a fost depusă la OSIM în vederea evaluării cererii de brevet și a obținerii acestuia. În cele ce urmează facem o prezentare succintă a soluției inovative cu titlul Dispozitiv pentru recuperarea progresiva a mișcărilor articulațiilor umane utilizat în sisteme ortotice, cerere de brevet nr. A/00081, 2016.

Invenția se referă la un dispozitiv pentru recuperarea progresivă a mișcărilor articulațiilor umane utilizat în sisteme ortotice prezentat în figura 8.1.

Principala caracteristică a dispozitivului o reprezintă posibilitatea controlului unghiului de flexie extensie a articulației afectate ce necesită recuperare medicală, astfel încât se poate realiza o recuperare progresivă în timp a mișcării. Avantajul major este reprezentat de versatilitatea dispozitivului, acesta putând fi utilizat în componența atât a sistemelor ortotice pasive cât și a celor active. Nivelul de siguranță dat de prevenirea unei mișcări de flexie extensie în afara plajei de mișcare ce este indicată sau permisă din punct de vedere medical la o anumită etapă a recuperării, face posibilă utilizarea eficientă a acestuia în cazul persoanelor cu afecțiuni ale articulațiilor, ținând cont de tipul și gravitatea afecțiunii, de gradul de mobilitate efectivă a articulației ce urmează a fi recuperată, de vârsta sau capacitățile motrice ale pacientului.

Sistemul de rotire se bazează pe principiul mecanismului planetar. Utilizarea unui asemenea sistem permite controlul asupra mișcării de flexie-extensie din articulație, asupra mărimii plajei acestei mișcări.

Dispozitivul este conceput pentru a putea fi inserat în cadrul unui sistem ortotic care poate fi atât pasiv cât și activ, ceea ce permite utilizarea acestuia pentru o gamă extinsă de afecțiuni ortopedice. Este un echipament versatil ce se poate realiza într-o gamă variată de dimensiuni în funcție de mărimea și specificul articulației pentru care este folosit, el putându-se adapta pentru articulația genunchiului, cotului sau gleznei.

Poate fi utilizat în domeniul recuperării medicale pentru o recuperare progresivă în timp a mișcării, în funcție de tipul și gravitatea afecțiunii, de gradul de mobilitate efectiva a articulației ce urmează a fi recuperată, de vârsta sau capacitățile motrice ale pacientului, inducându-i pacientului un nivel crescut de confort și siguranță datorita funcției de reglaj. În cazul ortezelor active, diapozitivul poate fi utilizat ca element de siguranță permițând, astfel, exercitarea unui unghi de flexie extensie controlat.

Fig. 8.1. Dispozitiv pentru recuperarea progresiva a mișcărilor articulațiilor umane utilizat în sisteme ortotice – integrat într-o orteză de genunchi

Pornind de la ideea de bază a cererii de brevet, urmează sa dezvoltam noi tipuri de orteze și de dispozitive de stabilizare a articulațiilor membrelor inferioare și de reabilitate a mișcării acestora.