LISTA CU ABREVIERI ȘI SIMBOLURI LISTA CU TABELE LISTA CU FIGURI Introducere Obiectivul acestei lucrări este de a proiecta și realiza o proteză pentru… [311395]

LISTA CU ABREVIERI ȘI SIMBOLURI

LISTA CU TABELE

LISTA CU FIGURI

Introducere

Obiectivul acestei lucrări este de a proiecta și realiza o [anonimizat] a studia posibilitatea stocării energiei în timpul unei părți a ciclului de mers și de a o elibera când este necesar. [anonimizat]-un arc și s-a folosit și un motor cu o putere relativ scăzută.

Pentru realizarea acestei proteze pentru gleznă au fost studiate cele mai importante tipuri de proteze pentru gleznă existente pe piață la ora acturală. Studiul biomecanicii articulației gleznei a servit înțelegerii naturii complexe a [anonimizat].

Analiza comportamentului cinematic și dinamic al articulației gleznei a [anonimizat].

S-a [anonimizat], ea trebuind să devină o parte integrată a corpului și prin urmare să fie acceptată de către pacient.

[anonimizat] a locomoției, [anonimizat], accelerarea și decelerarea.

[anonimizat] a susține întreaga greutate a corpului cât și de a permite derularea dinamică a pasului în timpul mersului.

Una dintre funcțiile de bază ale gleznei este de a mării numărul gradelor de mișcare ale omului.

Ea trebuie să absoarbă șocul produs de greutate în timpul pasului și să ofere mișcării cursivitate.

Funcțiunile gleznei presupun rezistență și suplețe.

Proiectarea a fost realizată pornind de la caracteristicile unei persoane de 70 kilograme.

[anonimizat].

[anonimizat], care folosesc diferite proteze pentru a [anonimizat] o gleznă sănătoasă.

[anonimizat], nu am putea simula caracteristicile mecanice ale unei glezne sănătoase.

Pentru a [anonimizat] a propulsa corpul înainte.

Pentru a minimiza creșterea dimensiunii și greutății protezei pentru gleznă, s-a [anonimizat], iar motorul are o contribuție limitată.

Designul a fost optimizat pentru a [anonimizat], capabil să reziste forțelor și momentelor de forță pe care le exercită sistemul de acționare și greutatea corporală. Aceste forțe statice și dinamice sunt examinate în Analiza tensiunilor.

S-a făcut o simulare pentru a obține o estimare a puterii necesare a motorului și a caracteristicilor celorlalte componente. Funcționalitatea completă ca în sistemul biologic nu poate fi furnizată din cauza informațiilor senzoriale care lipsesc și sursei de alimentare.

Inovații în servomotor, baterie și tehnologia micro-electronică fac posibilă îmbunătățirea aspectului unei proteze. O primă inovație a fost introdusă cu dispozitive semi-active, care utilizează amortizoare controlate de microprocesor pentru a modula comportamentul comun protetice similar funcției musculare izometrice sau excentric. Un alt pas este de a alimenta articulațiilor pentru a imita funcții musculare concentrice.

Combinate cu mecanisme de control ingenioase, acest lucru ar putea oferi orice sarcină posibilă de mișcare. Aproape toate protezele transtibiale care sunt disponibile pe piață sunt dispozitive pur pasive. Ele stochează energia într-un element elastic la începutul unui pas și o eliberează la sfârșitul pasului în scopul de a împinge corpul înainte.

Problema principală cu aceste proteze este că, numai energia care a fost stocată în elementul elastic este utilizat pentru înaintare, spre deosebire de gleznele sănătoase unde mușchii furnizează un plus de energie. Până în anul 1980 s-au proiectat picioare protetice care realizau numai mersului pe jos pentru a permite persoanei să-și îndeplinească sarcinile de bază. Protezele și materialele utilizate au evoluat până la așa-numitele picioare convenționale, care sunt încă foarte folosite, dar trebuie ținut cont și de greutatea protezei și mai ales de confortul persoanei care o folosește.

În dorința ca amputații să mergă mai natural, pentru a reduce efortul în timpul mersului și chiar în unele cazuri practicarea sportului, picioare protetice s-au îmbunătățit în mod semnificativ în timp.

CAP. 1. NECESITATEA, ACTUALITATEA ȘI OBIECTIVELE TEZEI DE DOCTORAT

Aproape toate protezele pentru gleznă care sunt disponibile pe piață sunt dispozitive pasive. Acestea stochează energia într-un element elastic în prima parte a unui pas și o eliberează la sfârșit, astfel încât să poată fi folosită pentru a mișca corpul înainte.

Problema principală a acestor proteze este aceea că, numai energia conținută în elementul elastic a fost stocată și folosită în momentul pășirii. Acest lucru nu se întâmplă în cazul unei glezne sănătoase, unde mușchii oferă energie suplimentară.

Există câteva proteze care utilizează elemente active pentru această energie suplimentară, dar acestea sunt încă în faza de cercetare. În cazul protezelor care utilizează un motor pentru a furniza energia suplimentară, motorul trebuie să livreze această energie într-o perioadă scurtă de timp și necesită astfel o putere mare.

Conceptul protezelor a aparut odată cu dorința omenirii pentru integritatea fizică, cu dezvoltarea conceptelor estetice. Protezele au fost inventate pentru funcționalitate, dar mai ales pentru nevoia oamenilor de a fi întregi, sănătoși.

Cuvântul proteză provine de la cuvintele grecești pro – în loc și tilhemi – așezare, indicând prin urmare un dispozitiv menit să înlocuiască parțial sau total un organ sau un segment al corpului uman.

Principiile care stau la baza creării protezelor nu s-au schimbat de la realizarea primei proteze, în Antichitate. Principiul de protezare constă în folosirea de părți artificiale (proteze) pentru îmbunătățirea funcției vitale și a modului de viață a persoanelor cu deficiențe motorii.

Pierderea unui segment unilateral sau bilateral, precum și diferite leziuni care afectează o funcție fiziologică sau creează o atitudine vicioasă a aparatului locomotor, dau naștere unui traumatism psihic cu reacții profunde asupra individului.

Aceste aspecte sugerează necesitatea realizării unor studii riguroase orientate în scopul optimizării dispozitivelor de protezare la nivelul gleznei în privința design-ului și a materialelor folosite în fabricarea acestora, justificând astfel alegerea temei tezei de doctorat.

Uzura componentelor protetice este principalul proces tribologic, care determină durabilitatea, destabilizarea și scoaterea din uz a unei prroteze pentru gleznă.

Uzura protezelor diferă calitativ și cantitativ, în funcție de natura materialelor componentelor protetice și depinde de numărul de cicluri de frecare la care sunt supuse.

Din aceste motive, uzarea constituie o problemă de interes actual și, în continuare, se caută soluții pentru reducerea ei.

Costul, performanțele și durata de funcționare a unei proteze pentru gleznă depind în mare măsură de design-ul acesteia, de modul de fixare, de materialele utilizate și de fenomenele de natură mecano-tribologică, care apar între componentele protezei aflate în contact direct.

Motivația de optimizare a dispozitivelor de protezare la nivelul gleznei a fost influențată de următorii factori:

frecvența cazurilor de hernie de disc lombară chiar și printre rândurile persoanelor tinere cu viață activă;

costul ridicat al dispozitivelor de protezare a discului lombar existente;

imposibilitatea protezelor de disc lombar actuale de a reda în totalitate funcțiile discului natural sănătos;

insuficientele informații și studii în literatura de specialitate asupra problemelor tribologice de frecare, uzură și lubrifiere, care apar între componentele protetice aflate în contact direct și în mișcare relativă;

destabilizarea și migrarea protezelor de disc date de uzura componentelor protetice sau de cedarea sistemelor de fixare în spațiul intervertebral;

utilizarea unor biomateriale inadecvate și/sau un design protetic nepotrivit, care accentuează unele probleme de natură mecano-tribologică.

Domeniul de încadrare al temei este unul nou, complex, interdisciplinar, în plină ascensiune, iar optimizarea dispozitivelor de protezare la nivelul discului lombar din punct de

vedere al design-ului și al biomaterialelor utilizate în construcția lor, în corelație cu fenomenele mecano-tribologice se încadrează în tendințele și prioritățile național și internaționale și fac ca tema și studiile din această teză de doctorat să fie de actualitate.

1.1. Obiectivele tezei de doctorat

Obiectivul principal este posibilitatea de a stoca energia într-un moment al ciclul de mers și de a o elibera la momentul potrivit. În acest caz, energia este stocată în două arcuri și se utilizează un motor cu o putere relativ scăzută. Dificultatea acestui concept este faptul că este nevoie de un sistem mecanic destul de complicat cu brațe de pârghie.

În această teză s-a fost făcută o simulare pentru a obține o estimare a puterii necesare a motorului și a proprietăților celorlalte componente.

Scopul acestei simulări este realizarea unui model, care să aibă același comportament ca o gleznă sănătoasă, adaptabil pentru diferite condiții de mers.

Următorul pas a fost acela de a dezvolta acest prim model, care are un sistem de acționare și de a prezenta componentele. Acest design a fost apoi optimizat pentru a fi cât mai ușor și compact, să reziste forțelor și cuplurilor, care sunt exercitate de sistemul de acționare și greutății corporale. Acest lucru a fost studiat prin intermediul unei analize de stres.

Rezultatul acestei cercetări este o proteză, care poate fi descrisă pe scurt, în modul următor: (pentru o persoană care cântărește 75 kg):

– este o proteză care se apropie de comportamentul unei glezne sănătoase;

– proteza are un sistem de antrenare constând dintr-un motor cu o putere de doar 30W;

– proprietățile protezei pot fi ajustate prin pretensionarea arcurilor și a funcționării motorului;

– proteza are o masă totală mai mică de 2 kg, bateriile nu sunt incluse în acest calcul;

– proteza are un design compact, care poate suporta toate forțele care apar;

– consumul de energie este de 28,5 J pe treaptă.

1.2. Protezele pentru gleznă

Principiul de protezare constă în folosirea de părți artificiale (proteze) cu scopul de a îmbunătăți o funcție vitală. Se urmărește îmbunătățirea modului de viață a persoanelor cu deficiențe motorii și nu numai.

1.2.1. Proteze simple

Acest tip de proteze asigură flexibilitatea minimă necesară având articulația rigidă.

Articularea se face prin compresia materialului poliuretanic. Sunt indicate pentru pacienții cu necesități de mobilitate scăzute, deoarece asigură, în principal, sprijinul și deplasarea cu pași mici și pe distanțe scurte. Au funcția de a menține a energiei cinetică.

Un exemplu de proteză simplă este SACH (Solid Ankle Cushion Heel) [23], [102].

Ea este formată dintr-o parte rigidă din lemn, acoperită cu material sintetic, care are rol de amortizare și îndoire [2].

1.2.2. Proteze cu pretensionare pasivă

Aceste proteze înmagazinează energia descărcată în prima parte a sprijinului și o redau în a doua parte pentru propulsie. Prin aceasta se poate suplini o parte din forța propulsivă și se crește eficiența mersului, ele putând oferi și propulsie [23], [29].

Din aceasta categorie de proteze fac parte Sistemele C-walk și Trias de la Otto Bock.

1.2.3. Proteza bionică

Aceste implanturi sunt active, au microprocesoare ce controlează electromagneți și motoare electrice. Au un grad mic de propulsie activă ridicând talpa piciorului în prima parte a perioadei de balans pentru a preveni împiedicarea și a reduce flexia suplimentară din genunchi și șold.

În această categorie de proteze menționăm:

– scala MOBIS, produsă de firma germană Otto Bock, care ia în considerare gradul de activitate și greutatea pacientului, fiecare în 4 grade [83;

– sistemul C-walk, care are ca scop apropierea de mersul natural, prin scăderea încărcării atât pe partea amputată, cât și pe cea normală. Este puțin influențat de greutatea pacientului și de viteza de mers. Particularitățile tensionării progresive elastice sunt obținute printr-un inel de control, care reglează rigiditatea arcului pe parcursul mobilizării [83];

– sistemul Harmony este indicat pentru pacienții activi. Caracteristica sa principală constă în adaptabilitatea cupei la schimbările dimensionale ale bontului, oferind astfel posibilitatea de a folosi proteza pe tot parcursul zilei. Proteza este amortizată hidraulic, iar persoana care o folosește „simte” denivelările de teren și eventualele piedici [102];

– proteza pentru gleznă AMP-Foot 1.0, realizată de cercetătorii de la Vrije Universiteit Brussel, Belgia, în anul 2010, este unul dintre primele dispozitive, care utilizează sisteme de blocare, mecanisme, care stochează energia produsă în timpul ridicării călcâiului și o eliberează propulsând piciorul în momentul efectuării unui pas.

Propulsarea corpului a fost îmbunătățită folosind greutatea corpului pacientului și eliberarea energiei atunci când este necesar [96].

În prezent se caută să se aducă energie în sistem utilizând o sursă de alimentare externă.

Aflate încă la un nivel de cercetare putem numi:

– la Massachusetts Institute of Technology, MIT Powered Foot Proteză [130], dispune de un dispozitiv de acționare electric de mare putere (150W), cu elasticitate serie, cunoscut sub numele de Seria Elastic dispozitiv de acționare (SEA) [83];

– la Universitatea Vanderbilt, Goldfarb și colab. au dezvoltat o proteză transfemurală alimentată cu ajutorul acțiunii genunchiului și a gleznei [102];

– la Vrije Universiteit Brussel a fost creată o proteză, care folosește mușchii pentru a demonstra importanța impulsului în timpul mersului [96].

Din literatura medicală se știe că, amputările de sub genunchi sunt printre cele mai frecvent efectuate eliminări majore ale membrelor și una dintre cele mai vechi proceduri chirurgicale efectuate [23]. Pentru a înlocui membrul lipsă, multe picioare protetice au fost dezvoltate în trecut pentru a restabili, cel puțin, mobilitatea funcțională de bază. De fapt, intervenția chirurgicală trebuie efectuată bine pentru a se asigura că, pacientul este capabil să poarte o proteză confortabilă. Selectarea acestei proteze va fi puternic dependentă de nevoile și abilitățile amputatului. În general, cu cât este mai mare nivelul amputației membrelor inferioare, cu atât este mai mare consumul de energie necesar pentru mersul pe jos [19].

O amputare transtibiană este adesea tratamentul ales pentru un membru nereconstructabil sau care nu funcționează satisfăcător.

Motivele posibile sunt traumatisme severe, boală vasculară periferică (PVD), tumori, infecții sau deficiență congenitală a membrelor [2] a protezelor pentru gleznă constă în aproximativ 23 de dispozitive, care pot fi clasificate pe baza principiului de acționare.

1.3. Condiții pe care trebuie să le îndeplinească protezele pentru gleznă

Un design de proteză pentru gleznă trebuie să aibă o dinamică asemănătoare gleznei umane, având forma și masa membrului biologic lipsă.

Proteză trebuie să înlocuiască cât mai bine forma și funcția segmentului lipsă [4].

Condițiile esențiale ale unei proteze pentru gleznă sunt:

– să se adapteze perfect bontului;

– să poată răspunde tuturor cerințelor de funcționalitate (sprijin, mișcări, circulație sanghină, sensibilitate), încât să nu jeneze bontul;

– să fie ușoară și estetică, masa protezei trebuind să fie de 2,5% din masa corporală totală, adică să fie egală cu masa procentuală a membrului biologic lipsă la un punct de 18 cm de suprafața solului;

– să respecte axele biomecanice ale membrului normal, în concordanță cu noile axe ale bontului de amputație, încât să fie ușor manevrabile;

– măsurătorile protezei și ale segmentelor sale să fie raportate la modul de mișcare al bontului și la nivelul amputației;

– partea de sprijin a protezei să fie adaptată în funcție de vârstă, sexul, greutatea, profesia pacientului, precum și de lungimea bontului și dinamica protezei;

– să permită rotirea piciorului în timpul perioadei de sprijin la pacienții cu amputație bilaterală transtibiană;

– momentul de torsiune trebuie să aibă în timpul mersului comportamentul unei gleznei sănătoase;

– trebuie să fie rezistentă la eventualele șocuri în cazul lovirii pentru a proteja transmisia motorului împotriva deteriorării;

– să poată fi ușor montată și demontată, corect și rapid, fără a necesita un efort deosebit din partea pacientului;

– să aibă un cost cât mai accesibil pentru cei mai mulți dintre utilizatori.

1.3.1. Elemente de funcționalitate ale articulației gleznei

Piciorul uman, adaptat la stațiunea bipedă, are o dublă funcție: primește greutatea corpului și permite derularea dinamică a pasului în timpul mersului.

Aceasta presupune, în același timp, rezistență și suplețe.

Piciorul cuprinde 26 de oase, de talie și structuri diferite, 31 de articulații și 20 de mușchi proprii. În același timp, piciorul este, în general, deformat, prins între forțele mecanice ale corpului și cele ale încălțămintei, de multe ori departe de a fi ideală [130].

Articulația gleznei este formată din conexiunea a trei oase.

Osul gleznei poarta numele de talus. Fața superioară a talusului se potrivește într-un locaș format din capetele inferioare ale tibiei și fibulei (osul subțire al gambei); fața inferioară a talusului stă pe osul călcâiului numit calcaneu.

Talusul funcționează ca o balamă în locașul sau pentru a permite piciorului să se miște în sus (dorsiflexie) și în jos (flexie plantară).

Osul gleznei are o formă rotunjită și este pus în mișcare și susținut de ligamentele dintre cele două capete inferioare ale oaselor gambei.

Privind articulația gleznei din spate, se poate vedea că există doar o legătură relativ îngustă, aproape cât un punct, cu osul gleznei.

Aceasta caracteristică explică, de asemenea, tendința sa de a se răsuci.

Glezna anatomică este articulația dintre picior și gambă, formată prin articularea osului tibial inferior cu talusul, prezentată în figura 1.1. [130], [19]

Fig. 1.1. Vedere laterală a articulației anatomice de gleznă [130]

Glezna este alcătuită din două articulatii, articulația superioară și cea inferioară a gleznei.

Cea inferioară este articulația dintre osul gleznei sau talus și osul călcâiului sau calcaneu. Aceasta tinde să joace un rol secundar în leziunile gleznei.

Articulația superioară a gleznei leagă capătul inferior al osului gambei (fluierul piciorului sau tibia) și peroneul (fibula) de osul gleznei sau talus.

Această articulație este în esență monoaxială, ceea ce înseamnă că se articulează de-a lungul unei singure axe; ea este necesară la ridicarea și coborârea piciorului [130], [19].

În interiorul articulației, oasele sunt acoperite cu un material alunecos numit cartilaj articular. Acesta este un material, care permite oaselor să se miște ușor unul pe lângă altul în orice articulație a corpului. Grosimea cartilajului este de aproximativ 0,6 cm în majoritatea articulațiilor, care suportă greutăți, cum ar fi glezna, șoldul sau genunchiul.

Este suficient de moale pentru a permite absorbția șocurilor și destul de puternic pentru a rezista toata viața, atât timp cât nu este lezat [130], [19].

Ligamentele sunt țesuturi moi care leagă oasele între ele.

Ligamentele de ambele părți ale gleznei ajută la menținerea oaselor împreună.

Ligamentul este o structură elastică. De regulă, ligamentele se întind în anumite limite, iar apoi revin la dimensiunea inițială.

Trei ligamente realizează ligamentul lateral complex, pe partea laterală a gleznei, la distanța cea mai mare față de cealaltă gleznă (lateral înseamnă mai departe decât centrul corpului).

Acestea includ ligamentul talofibular anterior, ligamentul calcaneofibular și ligamentul talofibular posterior. Întinderea ligamentelor este prezentată în figura 1.2 [130].

Fig. 1.2. Întinderea ligamentelor [130]

Un ligament gros, numit ligamentul deltoid susține glezna medial (pe fața cea mai apropiată de cealaltă gleznă). Ligamentele susțin, de asemenea, capătul inferior al gambei unde se formează balamaua gleznei. Aceasta serie de ligamente susțin sindesmoza (sinartroza) gleznei, o porțiune a gleznei unde capătul inferior al fibulei se unește cu tibia.

Cele trei ligamente principale susțin această zonă. Ligamentul care trece prin fața gleznei și leagă tibia de fibulă este numit ligament tibiofibular antero-inferior.

Ligamentul fibular posterior are inserțiile pe fața posterioară a tibiei și a fibulei. Aceste ligamente includ ligamentul tibiofibular infero-posterior și ligamentul transvers.

Ligamentul interosos se găsește între tibie și fibulă (interosos înseamnă între oase).

Ligamentul interosos reprezintă țesutul conjunctiv, care unește tibia și fibula pe întreaga lungime a acestora, de la genunchi până la gleznă. Ligamentele gleznei contribuie la menținerea în poziție corectă a oaselor gleznei și la stabilitatea articulației. Ele protejează articulația gleznei de mișcările anormale, îndeosebi împotriva răsucirii piciorului [130], [19].

Articulația gleznei, este susținută, de asemeni, de tendoanele din jur.

Tendonul Achile este cel mai important tendon pentru mers, alergat și sărit.

Se atașează de mușchii gambei și apoi de calcaneu, mergând până la nivelul degetelor.

Tendonul tibial posterior atașează unul dintre mușchii mici ai gambei de față inferioară a piciorului.

Acest tendon ajută la sprijinirea arcului și permite întoarcerea piciorului spre interior.

Tendonul tibial anterior permite ridicarea piciorului.

Două tendoane merg prin spatele maleolei laterale; acestea, numite peroneale, ajută la răsucirea piciorului în jos și în afară.

Majoritatea mișcărilor gleznei sunt determinate de mușchii puternici ai gambei, ale căror tendoane trec de gleznă și se inserează la nivelul piciorului, prezentată în figura 1.3.

Contracția mușchilor gambei este principala modalitate de mișcare a gleznei când persoana merge, sare sau aleargă [130], [19].

Fig. 1.3. Mușchii gleznei [130]

1.3.2. Mișcările globale ale piciorului

O mișcare ce aproprie dosul piciorului de gambă se numește flexie dorsală (flexia propriu-zisă).

Amplitudinea flexiei dorsale este cu atât mai mare cu cât genunchiul este în flexie și se limitează când genunchiul este în extensie datorită tensiunii mușchilor gemeni gambieri.

O mișcare ce apropie planta de gambă se numește flexie plantară (extensie).

O mișcare ce orientează planta spre interior, ridicând marginea medială a piciorului se numește supinație.

Mișcarea opusă care ridică marginea laterală a piciorului se numește pronație.

O mișcare ce duce partea anterioară a piciorului spre exterior este o abducție.

O mișcare ce duce partea anterioară a piciorului spre interior este o adducție.

Abducția, pronația, flexia dorsală se asociază în mișcarea de eversiune.

Adducția, supinația și flexia plantară se asociază în mișcarea de inversiune.

Aceasta se datorează formelor suprafețelor osoase și orientării axelor mișcării, mișcările din cadrul fiecărei grupe efectuându-se simultan.

Din punct de vedere al formei osoase singurele mișcări posibile se realizează spre anterior și posterior și sunt flexia plantară și dorsală.

La acest nivel aceste mișcări sunt cele mai importante pentru piciorul privit ca întreg.

Axa mișcărilor trece prin cele două maleole.

În ceea ce privește stabilitatea osoasă pentru flexia dorsală, glezna prezintă o stabilitate crescută; pentru flexia plantară este mai puțin stabilă.

Pentru contracararea acestei instabilități există ligamente și mușchi stabilizatori în timpul flexiei dorsale active [130], [19].

1.3.3. Cinetica mișcării articulației de gleznă

Cinetica mișcării articulației de gleznă este prezentată în figura 1.4, osul tibial se sprijină și se rotește pe talus, cu un unghi de până la 14° [130].

Fig. 1.4. Schema cineticii articulației de gleznă [130]

1.3.4. Bilanțul acțiunilor musculare asupra gleznei

Dacă tendoanele mușchilor trec anterior de axa bimaleolară mușchii vor realiza flexia dorsală: tibial anterior, extensor propriu al halucelui, extensor comun al degetelor, peronier scurt.

Mușchii ai căror tendoane trec posterior de același ax vor realiza flexia plantară: peronier lung, peronier scurt, triceps sural, flexor propriu al halucelui, tibial posterior, flexor comun al degetelor.

Mușchii ai căror tendoane trec medial de axa longitudinală a piciorului (a doua coloană osoasă) realizează supinație și adducție: extensor propriu al halucelui, tibial anterior, flexor comun al degetelor, flexor propriu al halucelui.

Se adaugă tricepsul a cărui acțiune realizează mișcarea de inversiune.

Mușchii ai căror tendoane trec lateral de axa longitudinală a piciorului (a doua coloană osoasă) realizează pronația și abducția: peronier lung, peronier scurt, extensor comun al degetelor.

Se observă că, acțiunile musculare nu sunt echilibrate, predomină flexorii plantari și cei care realizează mișcările de inversiune [12], [130].

1.3.5. Stabilitatea gleznei datorată acțiunilor mușchilor

Stabilitatea este asigurată de acțiunea mușchilor printr-un dublu rol:

a) coborârea fibulei (maleola laterală) prin acțiunea mușchilor: lungul și scurtul peronier, extensorul propriu al halucelui, tibialul posterior.

b) fixarea activă a suprafețelor articulare prin acțiunea mușchilor: extensorul propriu al halucelui, tibialul posterior.

Coborârea maleolei fibulare ameliorează contactul suprafețelor articulare.

Coborârea fibulei tensionează tendoanele peroneo-tibiale inferioare, ceea ce determină o apropiere pasivă automată acelor două oase.

Această stabilizare se produce în timpul unei flexii plantare active (stațiune pe vârfuri).

Modelul unic al gleznei face articulația foarte stabilă pentru a susține greutatea corporală de 1,5 ori când persoana merge și de opt ori când persoana aleargă.

Funcționarea normală a gleznei este necesară pentru un mers ușor și fără efort.

Mușchii, tendoanele și ligamentele, care sprijină articulația gleznei, funcționează împreună pentru a propulsa corpul.

Condițiile care tulbură funcționarea normală a gleznei pot face dificilă desfășurarea lor fără durere sau alte probleme [19], [130].

1.4. Cerințele din punct de vedere medical și al confortului pacientului pentru proteza de gleznă

Protezele sunt aparate personalizate, adică sunt realizate pornind de la caracteristicile precise ale pacientului.

Ele pot fi utilizate numai de către pacientul, pentru care au fost concepute și construite.

Protezele au nevoie să fie acceptate de către pacient.

Trebuie să se petreacă un adevărat proces de acceptare, integrare, interiorizare, identificare.

Protezele trebuie să-și piardă statutul de obiect al realității externe în raport cu pacientul și să devină părți ale corpului său.

Eficacitatea protezelor nu este măsurată numai în funcție de parametrii anatomo-func- ționali, dar și din punct de vedere psihologic și comportamental al pacientului.

1.4.1. Funcțiile protezei de gleznă

Proteza pentru gleznăă trebuie să îndeplinească următoarele funcții:

– să asigure mersul pacientului cu sau fără sprijin suplimentar și cu un efort scăzut;

– să fie realizată unic pentru fiecare pacient în parte;

– forma piciorului trebuie să fie identică cu piciorul sănătos, astfel putând folosi orice încălțăminte.

1.4.2. Modelarea sistemelor biomecanice

Modelarea sistemelor biomecanice se poate realiza prin folosire a unuia din cele două tipuri de modele, și anume: modele analitice și modele experimentale.

Datorită complexității fenomenelor biomecanice, precum și datorită dificultăților matematice care apar la scrierea și rezolvarea ecuațiilor de mișcare ale aparatului locomotor, pentru studiul dinamicii corpului uman se folosesc, adesea, modele experimentale, fie în mod direct, fie după o modelare analitică prealabilă.

Modelarea analitică comportă, în general, parcurgerea următoarelor etape: modelarea fizică și modelarea matematică.

1.4.3. Biomecanica gleznei

Ciclul de mers poate fi definit ca intervalul de timp dintre două apariții consecutive ale același eveniment recurent în timpul mersului pe jos. Acest eveniment poate fi, de exemplu, momentul în care piciorului drept atinge pământul.

Perioada de așteptare este dată de contactul dintre picior și sol în timpul perioadei de leagăn, când nu există niciun contact cu solul.

Această perioadă este de aproape 60% din ciclul total și indică faptul că există o suprapunere între perioadele de poziționare ale picioarelor, rămânând ca în timpul de 20% din perioada mersului ambele picioare să fie în contact cu solul [29].

Când membrul inferior acționează ca un lanț cinematic închis, cu piciorul fixat pe sol, ca în statică, mers, alergare, segmentul gambei se compoartă ca o pârghie de gradul I cu punctul de sprijin la mijloc. Articulația gleznei poate fi seamănă cu un cilindru încastrat în segmentul cilindric săpat în pilonul tibial și menținut de cele două maleole.

Modelul biomecanic simplificat al acestei articulații este reprezentat în figura 1.5.

Fig. 1.5. Modelul simpificat al articulației gleznei [130], [19]

Contactul între cele două componente articulare se face pe o suprafață cilindrică corespunzând unui unghi la centru de circa 70° — 80°.

Din poziția anatomică, talusul se rotește cu 20° — 30° în cazul flexiei dorsale a piciorului și cu 30° — 50° în cazul mișcărilor de flexie plantară.

În plan frontal, axa empirică a articulației gleznei face un unghi de 80o cu axa de simetrie longitudinală a tibiei și trece foarte aproape de vârfurile maleolelor.

1.4.4. Determinarea forțelor de reacțiune din articulația gleznei în condiții dinamice

Pentru determinarea forțelor de reacțiune și a momentului din articulația gleznei vom folosi metoda dinamică inversă, în care mărimile cinematice (forțele de reacțiune ale solului și dimensiunile antropometrice) sunt considerate date de intrare pentru rezolvarea sistemului biomecanic.

Această metodă de calcul presupune următoarele condiții:

corpul uman este împărțit în lanțuri cinematice;

la rândul lor, aceste lanțuri se împart pe segmente;

segmentele sunt considerate corpuri rigide;

forțele de frecare cu aerul și din articulație sunt nule.

Asupra sistemului gleznă/picior acționează două tipuri de forțe, unele interne (forțele de reacțiune din articulație, forța dezvoltată de mușchiul triceps al gambei, forța dezvoltată de mușchiul tibial anterior, forța de greutate), respectiv forțe externe (forțele de reacțiune ale solului asupra piciorului) [51], [52].

Folosindu-ne de cea de-a doua lege a lui Newton, în plan, vom avea trei ecuații de mișcare, dar numărul necunoscutelor este mai mare, deci nu se pot determina.

Soluția acestei probleme este reducerea necunoscutelor la un număr de trei:

forțele de reacțiune din articulația gleznei;

momentul net generat de forțele musculare.

În figura 6 este prezentată reducerea necunoscutelor se face după cum urmează:

– se consideră F ca fiind suma tuturor forțelor musculare și a tendoanelor;

– se deplasează punctul de aplicație al acestei forțe în articulația gleznei, iar forța F se transformă în F∗;

– forței F* îi corespunde o forță de echilibru, care are același punct de aplicație, are aceeași direcție, dar este de sens contrar (-F∗);

– cuplul forțelor (F∗, -F∗) dă naștere unui moment net, care acționează în articulația gleznei.

Fig. 1.6. Generarea momentului net muscular ce acționează în articulația gleznei [51]

Folosindu-ne de perioadele fazei de suport ale piciorului pe sol, precum în figura 3.10, vom determina forțele de reacțiune, precum și momentul net generat de forțele musculare, moment ce acționează în articulația gleznei și face ca piciorul să se rotească) [51], [52].

În primul caz, atunci când piciorul intră în contact cu solul (10% din faza de sprijin a piciorului pe sol), aplicând cea de-a doua lege a lui Newton, ecuațiile de echilibru ale sistemului biomecanic se pot scrie după cum urmează:

(1.1)

(1.2)

(1.3)

dacă considerăm:

Mt – masa totală a corpului, Mt = 70 [kg];

mp – masa piciorului, mp = 0,015 x Mt, mp = 1,05 kg;

G – forța de greutate a piciorului [N];

p = 1,6686 [rad/sec2 ];

Ip – momentul de inerție al piciorului, Ip = 0,0034 kg/m2;

ax, ay – accelerația centrului de masă al piciorului;

ax = 0,6247 m/s2;

ay = 0,1001 m/s2;

Modelul biomecanic al sistemului gleznă-picior în cele patru faze de sprijin al piciorului pe sol, la: 10%, 25%, 45%, 70%, este prezentat în figurile 1.6, 1.7, 1.8 și 1.9.

(1.4)

(1.5)

(1.6)

(1.7)

(1.8) (1.9)

Fig. 1.7. Modelul biomecanic al sistemului gleznă-picior în faza de sprijin al piciorului pe sol la 10%

În cel de-al doilea caz, atunci când piciorul se află în contact total cu solul (25% din faza de sprijin a piciorului pe sol), ecuațiile de echilibru ale sistemului sunt date de relațiile:

(1.10)

(1.11)

(1.12)

(1.13)

(1.14)

(1.15)

Fig. 1.8. Modelul biomecanic al sistemului gleznă-picior în faza de sprijin al piciorului pe sol la 25%

În cel de-al treilea caz, contactul dintre picior și sol se face tot în totalitate, doar că axa de simetrie a tibiei formează un unghi de 10 grade cu axa verticală (45% din faza de sprijin a piciorului pe sol).

În acest caz, ecuațiile de echilibru sunt date de ecuațiile:

(1.16)

(1.17)

(1.18)

(1.19)

(1.20)

(1.21)

Fig. 1.9. Modelul biomecanic al sistemului gleznă-picior în faza de sprijin al piciorului pe sol la 45%

În cel de-al patrulea caz, contactul dintre picior și sol se face doar pe falange (70% din faza de sprijin a piciorului pe sol), ecuațiile de echilibru putând fi scrise, după cum urmează:

(1.22)

(1.23)

(1.24)

(1.25)

(1.26)

(1.27)

Fig. 1.10. Modelul biomecanic al sistemului gleznă-picior în faza de sprijin al piciorului pe sol la 70%

În urma înlocuiri datelor cinematice și antopometrice în ecuațiile de echilibru, pentru toate cele patru faze, s-au obținut valorile numerice ale forțelor de reacțiune, precum și momentele din articulația gleznei, tabelul 1.1, [67].

Tabelul 1.1

Valorile numerice ale forțelor de reacțiune și momentele din articulația gleznei

Astfel, cu ajutorul datelor cinematice obținute se poate trasa diagrama de interdependență dintre forțele de reacțiune, respectiv moment și fazele de suport ale piciorului pe sol, în cazul unui individ cu o masă de greutate de 70 kg, figura 1.11 [67].

Fig. 1.11. Diagrama de interdependență dintre forțele de reacțiune respectiv

și fazele de suport ale piciorului pe sol [67]

1.4.5. Momentele și presiunile evidențiate la nivelul interfaței proteză de gleznă-bont

Fig. 1.12. Modelul corpului rigid pentru membru inferior-gleznă

Fa – Forță gleznă (x, y reprezintă direcția), Ma – momentul de la nivelul gleznei, Fk – forță

genunchi (x, y reprezintă direcția), Mk – momentul de la nivelul genunchiului [103]

Ecuațiile echilibrului dinamic în două dimensiuni sunt descrise analitic prin următoarele ecuații [16]:

Determinarea forțelor și momentelor pe segmentul picior [103]:

CAP. 2. UNELE ELEMENTE PRIVIND TEHNOLOGIA DE FABRICAȚIE

A PROTEZELOR TOTALE PENTRU GLEZNĂ

Fabricarea protezei totale pentru gleznă începe prin efectuarea măsurătorilor membrului afectat întrucât proteza pentru gleznă este personalizată.

Ca materiale de ultimă oră, se foloseste fibra de carbon, titanul și Kevlarul (fibra polimerică), care asigură rezistență și durabilitate în timp și fac proteza mai ușoară.

Unele protezele mai sofisticate sunt echipate cu componente electronice, oferind stabilitate și control suplimentar.

Utilizarea de componente electronice a devenit foarte frecvente la nivelul membrelor artificiale.

Proteza mioelectrică controlează membrele prin transformarea mișcărilor musculare în semnale electrice, au devenit mult mai frecvente decât acționarea prin cablu a membrelor.

Semnalele mioelectrice sunt preluate de electrozi, semnalul devine integrat și odată ce depășește un anumit prag, semnalul de control la nivelul membrelor protetice este declanșat.

În schimb, controlul cu cablu este imediat și fizic.

Computerele sunt, de asemenea, utilizate pe scară largă în fabricarea membrelor.

Pentru a ajuta la proiectarea și fabricarea de proteze sunt folosite software-urile CAD și CAM.

Cele mai multe membre artificiale moderne sunt atașate la trunchiul amputat prin curele și manșete sau prin aspirație.

Bontul se potrivește fie direct într-un soclu de la proteză, sau mai frecvent este utilizată o căptușeală, iar membrul este fixat fie prin vacuum (prize de aspirație) sau un sistem de blocare cu bolț.

Garniturile sunt moi și acestea pot crea o potrivire de aspirație mult mai bună.

Garniturile din silicon pot fi obținute în dimensiuni standard, cea mai mare parte cu o secțiune transversală circulară (rotundă), dar pentru orice altă formă a bontului pot fi făcute garnituri personalizate.

Membrul personalizat este creat prin luarea unui mulaj din ghips a bontului sau, mai frecvent astăzi, măsurarea cu laser, caz în care măsurile pot fi introduse direct la un calculator pentru a permite un design mai sofisticat.

Membre artificiale sunt, de obicei, fabricate prin următoarele etape:

1. măsurarea bontului;

2. măsurarea corpului pentru a determina dimensiunea necesară a membrelor artificiale;

3. montarea unui strat de silicon;

4. crearea unui model purtat peste butuc;

5. formarea unei foi termoplastice în jurul modelului;

6. formarea membrului permanent;

7. formarea pieselor din material plastic ale membrului artificial prin diferite metode, inclusiv vid și de turnare prin injecție;

8. crearea pieselor metalice ale membrelor artificiale;

9. asamblarea întregului membru.

2.1. Măsurarea

Se evaluează membrul amputat și se fac măsurătorile necesare sau se face o citire digitală. Se măsoară lungimile segmentelor corpului relevante și se determină locul oaselor și tendoanelor în partea rămasă a membrului.

Utilizând măsurătorile se face apoi un mulaj în ghips al bontului.

Acest lucru este cel mai frecvent realizat din ipsos de la Paris, deoarece se usucă rapid și produce o impresie detaliată.

Din distribuția ipsosului este creat un model.

2.2. Principii de proiectare și fabricație a protezei pentru gleznă

Există mai multe moduri de a fabricarea a părților unui membru protetic.

Piese inclusiv din plastic, piese soft-spumă utilizate în căptușeli includ formarea în vid, turnarea prin injecție turnând plasticul topit într-o matriță unde se lăsa să se răcească, extrudându-se.

Piloni, care sunt realizați din titan sau aluminiu pot fi turnați sub presiune, în acest proces, metalul lichid luând forma corespunzătoare.

Diferitele componente sunt aamblate într-o varietate de moduri folosind șuruburi, adezivi și laminare.

Întregul soclu este asamblat.

Capacul de spumă este acoperit cu piele artificială, care este indicat să se potrivească culorii naturale a pielii pacientului.

2.3. Fabricarea soclului

O foaie din material termoplastic transparent este încălzită într-un cuptor și apoi cu ea se învelește matrița. Astfel foaia încălzită este pusă peste matriță într-o cameră în vid.

Aerul dintre foaie și matriță este aspirat din cameră, foaia trebuind să ia forma exactă a matriței.

Această foaie termoplastică este apoi supusă la un test; este transparentă, astfel încât se poate verifica dacă se potrivește.

Înainte de executarea soclului permanent, se verifică dacă soclul de testare se potrivește în mod corespunzător.

În cazul lipsei unui picior, pacientul merge cu membrul de test și îi este studiat mersul. Apoi este format soclul permanent.

2.4. Biomateriale folosite la fabricarea unei proteze pentru gleznă

Dispozitivul tipic protetic constă dintr-un soclu personalizat montat, o structură internă, numit pilon, manșete pentru genunchi, curele care se atașează de corp, șosete protetice care amortizează zona de contact și un aspect realist piele.

Un dispozitiv protetic trebuie să fie ușor.

O mare parte din acesta este fabricat din material plastic.

Soclul se fabrică, de obicei, din polipropilenă.

Metalele ușoare, cum ar fi titanul și aluminiul au înlocuit, în mare parte, oțelul.

Aliaje ale acestor materiale sunt cel mai frecvent utilizate.

Cea mai nouă dezvoltare în fabricarea protezei a fost utilizarea fibrei de carbon pentru a forma un pilon ușor.

Alte materiale utilizate, în mod obișnuit, sunt materialele plastice, cum ar fi: polietilena, polipropilena, acrilice și poliuretan.

Șosetele protetice sunt realizate din țesături puternice și moi.

În trecut, șosetele au fost făcute din lână, acum sunt unele moderne, care pot fi, de asemenea, realizate din bumbac sau diverse materiale sintetice.

Aspectul fizic al membrelor protetice este important pentru pacienți.

Majoritatea protezelor endoskeletal (piloni) sunt acoperite cu spumă poliuretanică moale, peste care se pune un ciorap sau piele artificială, cu o culoare care corespunde culori pielii pacientului.

CAP. 3. ELEMENTE DE MODELARE A PROTEZEI PENTRU GLEZNĂ

În dorința ca amputații să mergă mai natural, pentru a reduce efortul în timpul mersului și chiar în unele cazuri practicarea sportului, picioare protetice s-au îmbunătățit în mod semnificativ în timp.

Odată cu evoluția informaticii și a sistemelor electronice de calcul digital, cercetarea medicală și-a îndreptat tot mai mult atenția spre perfecționarea unor modele matematice capabile să simuleze evoluția unor structuri și procese biomedicale. Evoluția individuală a pacienților, complexitatea morfofuncțională a țesuturilor implicate, precum și accesul dificil sau chiar imposibil la nivelul acestora, restrânge mult posibilitățile de investigare directă a presiunilor implicate în mod determinant în derularea unor procese fiziologice.

Din acest motiv, modelarea și simularea biomecanicii proceselor ce au implicare în ortopedie reprezintă un domeniu de cert interes în cercetarea medicală actuală.

Proiectul își propune proiectarea unei proteze medicale totale pentru gleznă, 3D, personalizate, din biomateriale, prezentând nou design cu un consum redus de energie, care să alimenteze proteza pentru a imita comportamentul gleznei intacte.

Scopul proiectului este acela de a crea, prin metode informatice avansate, elementele necesare pentru ca protezarea să aibă caracter personalizat, adaptat fiecărui individ.

Din acest punct de vedere, proiectul se adresează diversității biologice, pe care își propune să o conserve, prin fundamentarea științifică și dezvoltarea de tehnologii, care să respecte și să mențină caracterul particular al fiecărui individ.

De asemenea, proiectul își propune dezvoltarea unor tehnologii, care să crească eficiența unei metode terapeutice, ducând astfel la eficientizarea serviciilor de sănătate, prin scăderea numărului de reintervenții necesare, dar și la creșterea creativității în domeniul sanitar, fiind vorba despre adaptarea protezării la caracteristicile fiecărui individ.

Ideea principală este ca, actuatorul să lucreze mai mult, cu o putere nominală mai mică, în timp ce energia produsă este stocată în elemente elastice și eliberată atunci când este necesar pentru propulsie. Proteza pentru gleznă este concepută pentru a oferi 100% propulsie un subiect de 70 kg, care merge pe jos în cadență normală.

Autorul își propune un concept, care să permită utilizarea de dispozitive de acționare de mică putere de stocare a energiei și eliberarea ei atunci când este necesar.

Influența parametrilor luați în calcul pentru realizarea unei proteze personalizate sunt considerați factori dominați pentru calitatea și confortul pacientului.

3.1. Funcția protezei pentru gleznă

Proteza pentru gleznă asigură mersul pacientului cu sau fără sprijin suplimentar și cu un efort scăzut. Ea este proiectată și poate fi realizată unic pentru fiecare pacient în parte.

Proteza pentru gleznă are aproape același formă ca o gleznă sănătoasă mai ales că, forma piciorului va fi identică cu a unui picior sănătos, astfel pacientul putând folosi orice încălțăminte. Ea este proiectată pentru a imita un picior uman la un nivel de activității fiecărei persoane. Pentru cei care nu pot merge, funcția este în mare măsură cosmetică.

Pentru cei care sunt cei mai activi, proteza pentru gleznă trebuie să mimeze un picior normal în timpul actului de mers pe jos, proteză prezentată în figura 3.1.

Fig. 3.1. Proteza pentru gleznă

Acesta trebuie să acționeze ca un amortizor de șoc în timp ce călcâiul atinge pământul, să se adapteze la teren accidentat, să permită o răsucire lină a tălpii, dar să fie o pârghie rigidă pentru a propulsa persoana atunci când pășește.

O proteza pentru gleznă trebuie să se fie confortabilă pentru ca pacientul să-și poată îndeplini obiectivele de activitate. Confort îi permite să fie mai activ, iar funcția proteza pentru gleznă afectează în mod direct confortul.

3.2. Principiul de funcționare

În figura 3.2 sunt desenate părțile esențiale ale protezei pentru gleznă.

Proteza este formată din 3 corpuri de pivotare în jurul unei rotații comune:

picior;

pârghia piciorului;

glezna.

În figura 3.5:

– θ este unghiul dintre pârghia piciorului și picior;

– Ф reprezintă unghiul dintre brațul pârghiei și gleznă.

Arcurile Arc1 cu rigiditatea k1 situat pe partea stângă a piciorului și Arc2 cu aceeași rigiditate, situat pe partea dreaptă a piciorului, leagă punctele p1, respectiv p2 și a1 respectiv a2 de punctul b și apoi de pârghia piciorului în punctul c, prezentate în figura 3.2.

Fig. 3.2. Schema protezei pentru gleznă

Distanța dintre axa de rotație și respectiv punctele a, b și c, se consideră a fi L1, L2 și L3.

Arcul Arc3 rigiditate k3 este plasat între ansamblul motor și un punct d fixat pe talpa piciorului.

Distanța dintre axa de rotație și punctul d se consideră a fi L4.

O descriere detaliată a unui ciclu de mers este prezentată în figura 3.3 pentru a ilustra comportamentul protezei.

Fig. 3.3. Momentul de torsiune – caracteristicile unghiulare ale protezei totale de gleznă

De la apăsarea cu călcâiul, Poziția 1, până la apăsarea cu toată talpa, Poziția 3

Pentru a face un pas se atinge solul cu călcâiul și se ridică vârfului piciorului.

În timpul acestei fază piciorul se deplasează înapoi până când θ (=Ф) atinge aproximativ -5°.

Deoarece brațul pârghiei este fixat la picior, arcul notat ARC1 este alungit și generează un cuplu în jurul axei gleznei, care se calculează după cum urmează:

(4.1)

unde:

T1 = cuplul aplicat de către arcul ARC1 la brațul pârghiei și astfel la gleznă;

k1 = constanta de elasticitate a arcului ARC1;

L0 = distanța între puncte fixe a și c atunci când θ = 0;

V0,1 = tensionarea arcului ARC1;

l1 = distanța dintre punctul a și c fixe sau

(4.2)

În această perioadă, motorul apasă asupra arcului ARC3 dar, din moment ce motorul este atașat la picior și brațul pârghiei este blocat la picior, arcul ARC3 este comprimat și nu acționează asupra articulației gleznei.

Proteza nu este afectată de activitatea desfășurată de către dispozitivul de acționare.

De la Poziția 4 până la ridicarea călcâiului Poziția 6

În această a doua fază, piciorul se mută de la θ = -5° până la θ = +10°.

Cât timp unghiul de înclinare al piciorului este θ = 0° cuplul sistemului este dat de relația (1).

Când înclinația piciorului se modifică de la θ = 0° până la θ = +10°, lungimea brațului pârghiei este modificată și astfel cuplul devine:

(4.3)

unde:

= distanța între puncte fixe a și b, atunci când θ = 0

= distanța între punctul fix și b sau

(4.4)

Acest lucru se realizează prin utilizarea a două puncte diferite de conectare b și c, figura 2, pe brațul pârghiei, puncte care sunt active, respectiv, atunci când θ > 0 și θ < 0.

În acest fel este întins arcul de la gleznă.

În timpul acestei faze, motorul continuă să întindă arcul ARC3.

c) Începe ridicarea călcâiului Poziția 4

Deoarece unghiul dintre arcul ARC3 și brațul pârghiei este π/2, cuplul arcului fără tensionare pe brațul pârghiei este:

(4.5)

unde:

T2 = cuplul aplicat brațului pârghiei de către arcul ARC3;

k2 = constanta de elasticitate a arcului ARC3;

l3 = alungirea arcului ARC3.

În Poziția 6, energia care este stocată în arcul ARC3 alimentează sistemul mecanismului de blocare.

T1≤ T2 și ca urmare a acestui lucru, ambele arcuri ARC1 și ARC3 tind să rotească brațul pârghiei cu un unghi Ψ într-o nouă poziție de echilibru. Cu alte cuvinte, T1 și T2, evoluează la valori noi și astfel încât = = dacă ≥ T1 și ≥ T2.

Cuplu la gleznă devine:

(4.6)

unde:

(4.7)

Efectul acestui fapt este o creștere instantanee a cuplului și scăderea rigidității articulației gleznei așa cum este prezentat în figura 4.4.

d) De la Poziția 4 până la sprijinirea pe vârf a piciorului Poziția 6

În ultima fază a poziției, cuplul este în scădere. Are loc la un unghi de θ = -20°.

Din moment ce cele două arcuri sunt acum conectate în serie, poziția de repaus a sistemului s-a modificat în conformitate la alungirea arcului ARC3.

Ca rezultat al acestei noi poziții de echilibru este considerat unghiul de θ = -20°.

Dispozitivul de acționare lucrează în timpul acestei faze.

e) Faza de balansare

După Poziția 6, piciorul intră în așa-numita fază de balansare, în care este resetat întregul sistem.

În timp ce motorul se rotește în sens opus pentru a aduce ansamblul înapoi în poziția sa inițială, arcurile sunt folosite pentru a seta unghiul θ înapoi la 0 și pentru a închide mecanismul de blocare.

De acum încolo, dispozitivul este pregătit pentru un nou pas.

3.3. Elemente constructive ale protezei pentru gleznă

Proteza are următoarele componente:

– un motor de greutate mică;

– un actuator;

– arcuri;

– un mecanism de blocare-deblocare;

– elementele de acționare;

– senzori;

– baterii.

Proteza pentru gleznă, figura 3.4, are o structură tubulară, este confecționată din duraluminiu, oțel-inox și/sau titan. Articulația protezei pentru gleznă este multiaxială, confecționată din oțel-inox sau titan. Ea a fost proiectată pentru un pacient cu vârsta de 45 ani, având înălțimea de 1,67 m și greutatea de 70 kg.

Dimensiunile protezei sunt: (L x l x î) (27,0 cm x 12,0 cm x 27,5 cm).

Proteza trebuie să-i permită pacientului să meargă cu o viteză constantă de 1 m/s.

Proteza pentru gleznă trebuie să fie ușoară, deoarece greutatea să se adaugă restului protezei piciorului. Dacă proteza este prea grea, sistemul de suspensie poate fi afectat și astfel și conexiunea cu partea sănătoasă a piciorului va fi afectată.

Proteza pentru gleznă trebui să fie, de asemenea, puternică pentru ca pacientul să poată merge pe jos și să alerge. Trebuie să fie, de asemenea, suficient de mică pentru a putea fi acoperită cosmetic și să se potrivească într-un pantof, figura 3.4, anexa 1.

Cupa protezei pentru gleznă este confecționată din din rășină și/sau polietilenă cu ramforsări din fibră de sticlă sau fibră de carbon, cu diverse tehnologii moderne pentru a asigura suspendabilitatea protezei de bont. Are un manșon de bont moale, amovibil, din spumă de polietilenă, durabil pentru a fi ușor de curățat. Legătura între cupa protezei pentru gleznă și piciorul protezei pentru gleznă se face printr-un conector piramidal. Piciorul protezei face legătura între cupa protezei și talpa protezei. Pe piciorul protezei pentru gleznă sunt montate: un motor, o sursă de tensiune, un opritor, senzori și arcuri.

Fig. 3.4. Proteza pentru gleznă proiectată

conector piramidal; 2- sistem de transmisie prin curea de transmisie; 3- senzorul de moment;

4- motor de curent continuu Maxon EC-30; 5- senzorul PCB; 6- legătură optimizată cu 4 bare;

7- opritor poliuretan 75801 cu suport rigid; 8- arcuri; 9- șuruburi; 10- talpa protezei

Motorul de curent continuu Maxon EC-45, fără perii, Maxon Motors, Sacheln, Elveția, de 30W, funcționează la un curent nominal de 5.0 A putând ajunge la până 15 A.

Curentul continuu alimentează motorul cu puterea de 40 V. Dimensiunile motorului sunt: (L x l x î) (18,4 cm x 12,5 cm x 10,0 cm). Greutatea motorului este de 1,4 kg.

Carcasa motorului a fost cuplată prin șuruburi cu dimetrul de 8 mm (ECS-08025, Nook Industries, Cleveland, OH).

Transmisia de antrenare se face printr-o curea 2:1 pentru o forță de acționare liniară de 1,87 kN. Se folosește o sursă de tensiune Omega, LC-202.

Pentru măsurarea tensiunii se poate folosi un potențiometrul linear de precizie Omega, LP804-6. Bateria de foarte mici dimensiuni asigură o autonomie îndelungată.

Un microcontroller urmărește eliberarea energiei.

Acesta are la dispoziție o serie de senzori pentru a înregistra mișcarea.

Senzorul de moment măsoară presiunea în suportul piciorului.

Senzorul PCB (Placă de circuite imprimate, personalizate, integrate) amplifică, urmărește și verifică frecvența de întrerupere 99,8 – 50 Hz.

Pentru transmiterea mișcării este proiectată o legătură cu 4 bare având (L x l) (10 cm x 2 cm).

Un opritor poliuretan 75801 cu suport rigid 80, figura 3.5, este montat pe legăturile posterior inferioare pentru a sprijini legăturile anterior superioare de la piciorul protezei.

Fig. 3.5. Opritor din poliuretan

Legăturile protezei pot fi prelucrate din aluminiu (AA-6061) și conectate cu șuruburi de 8 mm la blocul actuatorului de acționare.

Arcurile au diametrul de 2 cm și lungimile de: 7,5 cm, 11 cm sau 16 cm.

Arcurile se comprimă și se extind pentru a absorbi mișcarea.

Dispozitivul de acționare păstrează energia pentru a realiza un impuls la fiecare pas, iar apoi o eliberează.

Combinația dintre aceste două acțiuni creează aparența unui mers natural.

Șuruburile au diametrul de 8 mm (ECS-08025) și lungimea de 5 mm.

Talpa protezei este confecționată din carbon, are înălțime mică, o greutate redusă, profil subțire, este ușor de asamblat și am proiectat-o conform STAT-ului modelului Ossur Variflex LP, model foarte utilizat.

Partea estetică poate fi confecționată din spumă poliuretan (burete) modelată anatomic și un ciorap estetic.

3.4. Dinamica protezei pentru gleznă

Proteza pentru gleznă este astfel concepută pentru a imita glezna, care permite piciorului să se miște în mai multe planuri, prezentată în figura 3.6.

Fig. 3.6. Proteza pentru gleznă

Capacitate mișcării pe mai multe axe a unui picior permite ridicarea și coborârea tălpii piciorului, mutarea tălpii piciorului la stânga și la dreapta, rotația piciorul spre interior și spre exterior.

Este necesară o mișcare multiaxială pentru a merge confortabil pe teren accidentat, atunci când piciorul trebuie să se adapteze la orice suprafață de teren întâlnește.

3.5. Stocarea energiei

Proteza este prevăzută cu trei arcuri: un arc la călcâi și două arcuri pe fața tălpii.

Arcul de la călcâi se comprimă pe măsură ce greutatea pacientului apasă pe călcâi și propulsează pacientul în față în momentul în care este eliberat.

3.6. Elemente de proiectare mecanică și principiul de lucru al protezei pentru gleznă

Din analiza datelor biomecanice [14], este cunoscut faptul că, îmbinarea unei glezne intacte produce energie în timpul mersului.

În cazul unei proteze pentru gleznă, pentru a imita acest lucru, este nevoie de o sursă de alimentare externă.

Obiectivul principal al acestui studiu este de a prelua energie din timpul mersului și de a pune în aplicare un dispozitiv de acționare electric cu un consum de energie redus la minimum.

Ideea este de a utiliza un arc, pe care l-am notat cu ARC3, pentru a acumula energie din faza de apăsare cu călcâiul, în timp ce dispozitivul de acționare lucrează asupra a două arcuri: ARC1 și ARC2 care închid fazele primei mișcări, figurile 3.7 și 3.8.

Fig. 3.7. Proteza pentru gleznă – înainte de montarea arcurilor

Fig. 3.8. Proteza pentru gleznă – vedere laterală înainte de montarea arcurilor

Prin folosirea unui sistem de blocare, energia stocată în prin întinderea arcului ARC1, în prima fază, se păstrează în sistem, figura 3.9 și 3.10.

Fig. 3.9. Proteza pentru gleznă – vedere din spate după montarea arcurilor

Fig. 3.10. Proteza pentru gleznă – vedere laterală după montarea arcurilor

În acest fel este posibil să se reducă puterea actuatorului și astfel și dimensiunea lui, oferind în același timp propulsia necesară mersului

3.7. Funcțiile protezei pentru gleznă

Proteza pentru gleznă asigură mersul pacientului cu sau fără sprijin suplimentar și cu un efort scăzut.

Ea este proiectată și poate fi realizată unic pentru fiecare pacient în parte.

Proteza pentru gleznă are aproape același formă ca o gleznă sănătoasă mai ales că, forma piciorului va fi identică cu a unui picior sănătos, astfel pacientul putând folosi orice încălțăminte.

Ea este proiectată pentru a imita un picior uman la un nivel de activității fiecărei persoane.

Pentru cei care nu pot merge, funcția este în mare măsură cosmetică.

Pentru cei care sunt cei mai activi, proteza pentru gleznă trebuie să mimeze un picior normal în timpul actului de mers pe jos, figura 3.11.

Fig. 3.11. Proteza pentru gleznă

Acesta trebuie să acționeze ca un amortizor de șoc în timp ce călcâiul atinge pământul, să se adapteze la teren accidentat, să permită o răsucire lină a tălpii, dar să fie o pârghie rigidă pentru a propulsa persoana atunci când pășește.

O proteză pentru gleznă trebuie să se fie confortabilă pentru ca pacientul să-și poată îndeplini obiectivele de activitate.

Confort îi permite să fie mai activ, iar funcția proteză pentru gleznă afectează în mod direct confortul.

3.8. Legătura între cupă și piciorul protezei pentru gleznă

Contactul optim al cupei protezei cu restantul funcțional este un proces critic, deoarece o potrivire greșită sau cu deficiențe poate cauza ulcerații, rănirea adâncă a țesuturilor, vasoconstricție punctiformă, care să producă necroza mușchilor sub tegument sănătos sau chiar apariția de cicatrici în membrul rezidual.

În partea superioară a protezei se montează cupa, care face legătura între membrul protezat și proteză prezentată în figura 3.12 (a, b și c).

a b

c

Fig. 3.12 a, b, c – Proiectarea legăturii cupă – picior proteză totală pentru gleznă

Proiectarea protezei și spațiul de prindere a bontului depind de o serie de factori: sănătatea și vârsta pacientului, caracteristici funcționale și anatomice ale bontului.

3.9. Piciorul protezei pentru gleznă

Principalele criterii pentru calitatea unei proteze sunt durabilitatea, funcționalitatea, greutatea, aspectul protezei, prezentate în figura 3.13 (a, b, și c) și anexa 2.

Alegerea tipului de proiectare a protezei este influențat de: greutatea pacientului, materialul din care este confecționată proteza și de modul de fixare a protezei .

a b

c

Fig. 3.13 a, b, c – Proiectarea piciorului protezei totale pentru gleznă

3.10. Talpa protezei pentru gleznă

În figurile 3.14 a, b și c este prezentată proiectarea tălpii protezei totale pentru gleznă. Talpa protezei totale pentru gleznă trebuie să fie rezistentă, ea susținând întregul ansamblu și să confere stabilitate persoanei care folosește proteza, anexa 4.

a b

c

Fig. 3.14 a, b, c – Proiectarea tălpii protezei totale pentru gleznă

Dimensiunie tălpii protezei totale pentru gleznă sunt prezentate în anexa 4.

3.11. Elemente de cuplare. Șuruburi: șurubul mic, șurubul mijlociu și șurubul mare

Șuruburile mici, figura 3.13 a, sunt folosite în partea de sus a protezei făcând legătura cu cupa protezei. Șuruburile mijlocii, 3.13 b, sunt folosite la montarea carcasei moto-rului, iar șuruburile mari, figura 3.14 c, leagă arcurile de secțiunea de acționare a motorului.

a b c

Fig. 3.13 a, b, c – Șurubul mic, șurubul mijlociu și șurubul mare

3.12. Arcuri

Sunt folosite trei arcuri, figura 3.15, unul în partea din spate leagă talpa protezei de secțiunea de acționare a motorului și două arcuri în partea din față a protezei legând talpa protezei de secțiunea de acționare a motorului, figura 3.16.

Fig. 3.15. Arc Fig. 3.16. Proteza pentru gleznă cu arcurile montate

3.13. Analiza elementului finit – MEF

Metoda analizei cu elemente finite a apărut ca o consecință a necesității de a calcula structuri de rezistență complexe pentru care metodele analitice de calcul nu sunt operabile.

Ideea de bază este aceea că, în cazul în care structura se împarte în mai multe părți numite elemente finite, pentru fiecare dintre acestea se pot aplica teoriile de calcul corespunzătoare schematizării adoptate.

Generalizarea a constat în aceea că, elementul de bară dreaptă din metoda deplasărilor devine elementul finit din MEF, acest fapt implicând și procesul de discretizare.

Ca o structură să fie calculată cu MEF trebuie să fie discretizată.

Pe rețeaua de discretizare am definit elementele finite ale modelului MEF.

Un element finit fiind o componentă de mici dimensiuni a structurii care se calculează, obținut printr-un proces de „decupare” realizat prin discretizare.

Elementele finite se leagă între ele prin nodurile rețelei de discretizare.

Elementele finite trebuie concepute astfel încât modelul (sau structura idealizată, discretă) să aproximeze cât mai exact structura reală (continuă), cel puțin, din următoarele puncte de vedere: al geometriei, al sarcinilor, al rezemărilor, al rigidităților, al maselor, al constantelor elastice, al caracteristicilor fizice și mecanice ale materialelor și al tuturor funcțiilor și cerințelor pe care structura trebuie să le îndeplinească.

Pe rețeaua de discretizare sunt definite elemente finite care au “incluse” proceduri matematice destinate unor analize ca, de exemplu: liniar elastică, neliniară, transfer de căldură.

Din aceste considerente elementele sunt de tip punct (element de masă sau de tip arc), de tip linie (elemente de bare drepte sau curbe, în plan sau în spațiu) de tip suprafață (elemente de plăci plane sau curbe, groase sau subțiri, în plan sau în spațiu, sau de tip volum (elemente spațiale, – 3D – pentru structura “solidă”, compozite, cu număr variabil de noduri).

Fiecare din categoriile de elemente enumerate au mai multe variante.

De asemenea, categoriile prezentate includ și elemente cu rol funcțional special, ca de exemplu: rigid, de contact, de frecare, de legătură, definit prin matricea de rigiditate etc.

3.13.1. Analiza dinamică a tijei protezei

Am efectuat o simulare a acțiunilor forțelor asupra structurii de rezistență a tijei protezei cu setările prezentate în tabelul 3.1, tabelul 3.2 și tabelul 3.3.

Tabelul 3.1

Setările folosite în simularea acțiunilor forțelor asupra

structurii de rezistență a tijei protezei pentru gleznă

Tabelul 3.2

Condiții de operare

Tabelul 3.3

Proprietățile oțelului inoxidabil

Verificarea modelului cu elemente finite oferă informații despre: tipul de elemente finite existente în model; material; presiunile dintre elementele componente.

3.13.2. Selectarea suprafețelor pe care acționează forțele

Suprafețele selectate, pe care acționează forțele, sunt prezentate în figurile 3.17 a, b, c, d, e, f, g, h:

a b

c d

e f

g h

Fig. 3.17 a, b, c, d, e, f, g, h – Selectarea suprafețelor pe care acționează forțele

3.13.3. Elaborarea modelui MEF

Procesul de elaborare a unui model MEF are două etape distincte:

– prin discretizare, structura se „descompune” într-un număr oarecare de elemente finite;

– elementele finite se „asamblează”, fiind „legate” în nodurile rețelei de discretizare, pentru a recompune structura dată, acesta fiind modelul ei de calcul cu elemente finite.

Pentru ca rezultatele analizei să fie cât mai precise trebuie ca procesul de idealizare al structurii date să fie cât mai “performant”, ceea ce implică respectarea unor reguli și exigențe privind discretizarea, elaborarea modelului de calcul și utilizarea unor elemente finite adecvate.

În principiu, dimensiunile elementelor finite pot fi oricât de mici, dar trebuie totdeauna să fie finite, adică nu poate fi făcută o trecere la limită prin care dimensiunile acestora să tindă spre zero, Tabelul 3.4.

Tabelul 3.4

Forța de reacție și momentul privind presiunile

Forma geometrică. Elementele finite au forme simple ca, de exemplu, linie dreaptă sau arc de cerc, triunghi, patrulater oarecare, tetraedru, hexaedru etc.

De asemenea, unele caracteristici geometrice pot fi constante sau variabile, ca secțiunile barelor sau grosimile plăcilor.

Numărul nodurilor. Pentru unele dintre elemente, o formă geometrică dată, de exemplu un triunghi, poate avea mai multe variante în ceea ce privește numărul de noduri, deoarece în afara nodurilor din vârfuri mai pot exista noduri și pe laturi și (sau) în interior.

De asemenea se pot utiliza noduri și în interiorul elementului, pentru rezultate.

Se utilizează și elemente cu număr variabil de noduri, ca, de exemplu, pentru plăci groase elementul poate avea între 8 și 48 de noduri.

Numărul gradelor de libertate ale fiecărui nod. Nodurile elementelor au atașate, implicit, unele DOF din cele șase posibile, deci se poate opera și cu numărul total de DOF pentru un element, care este numărul nodurilor înmulțit cu numărul DOF pe nod.

Gradul polinomului de interpolare. Fiecare element finit are “implementate” polinoame de interpolare de un anumit grad, începând cu gradul întâi.

Cu cât gradul polinoamelor este mai ridicat cu atât crește cantitatea de informații cu care elementul operează și deci el este, în general, mai performant.

Caracteristicile materialului. În practica analizei cu elemente finite, materialul elementului finit poate fi omogen și izotrop sau cu o anizotropie de un anumit tip.

De asemenea, constantele elastice și fizice ale materialului pot fi dependente de temperatură sau solicitare. Fiecare tip de element finit este un ansamblu de condiții și ipoteze și el trebuie privit ca un întreg și folosit ca atare, numai după ce s-a studiat temeinic documentația care îl însoțește. De exemplu, din parametrii care definesc elementul rezultă comportarea sa la solicitare, tipul stării de tensiuni, interacțiunea sa cu celelalte elemente etc.

Determinarea matricei de rigiditate a unui element finit. Pentru determinarea matricei de rigiditate a unui element finit am parcurs urmatoarele etape: am stabilit toți parametrii elementului finit și anume: forma geometrică, numărul de noduri, numărul de DOF/nod, tipul stării de tensiuni, gradul polinoamelor de interpolare, caracteristicile materialului.

3.13.4. Construirea rețelei prin metoda elementului finit

Analiza prin element finit prin intermediul soft-ului INVENTOR, figurile 3.18 a, b și c, utilizează un număr foarte mare de ecuații, care se bazează pe câteva principii:

– modelarea obiectului;

– definirea parametrilor materialelor și a contactelor;

– discretizarea modelului și stabilirea tipului de elemente (meshing);

– aplicarea presiunilor și încărcărilor asupra obiectului;

– definirea tipurilor de contact;

– rezolvarea sistemelor de ecuații obținute în urma modelării matematice;

– afișarea rezultatelor simulării.

Postprocesarea presupune:

– vizualizarea și studiul rezultatelor;

– optimizarea modelului.

a – A treia presiunea principal b – Deplasare

c – Factorul de siguranță

Fig. 3.18 a, b, c – Analiza prin element finit

La partea superioară a protezei totale pentru gleznă, contactul dintre bont și proteză a fost considerat ideal, aspect de care se ține cont și în modelarea realizată, pentru ca simularea ulterioară să fie cât mai realistă.

Totuși, având în vedere că este un model ideal, se poate renunța la unele detalii, precum cicatricile rezultate în urma intervenției chirurgicale.

S-a avut în vedere și faptul că, la majoritatea amputaților, bontul are un aspect cilindro-conic.

Analiza solicitării se realizează folosind metoda cu elemente finite, care este potrivită analizei structurilor biologice, deoarece ne permite o modelare mai ușoară a unor domenii ce au o diversitate mare de materiale și o structură geometrică complexă.

3.13.5. Analiza presiunilor la nivelul protezei totale pentru gleznă

Simularea grafică a interfeței presiunilor are o importanță deosebită în realizarea unei proteze confortabile pentru o persoana cu amputație la nivelului membrului inferior.

Identificarea punctelor de presiune și a forțelor de forfecare prezintă un interes deosebit, studiul lor conducând la proiectarea unei proteze cu o toleranță acceptabilă în raport cu distribuția de presiuni, momente și forțe de la nivelul bontului pentru a obține un grad ridicat de confort al pacientului.

Studiul măsoară nivelul presiunilor și distribuția lor pentru diferite situații, poziții și încărcări apoi încearcă să stabilească o relație între aceste presiunii și gradul de confort.

În figurile 3.19 a, b, c, d, e și f este prezentată analiza presiunilor pe cele trei axe: X, Y și Z.

a – Presiune XX b – Presiune XY

c – Presiune XZ d – Presiune YY

e – Presiune YZ f – Presiune ZZ

Fig. 3.19 a, b, c, d, e, f – Analiza presiunilor

Proteza trebuie să respecte standardele clinice și tehnicile dinamice de proiectare și realizare a protezelor.

Modelările au fost efectuate la nivelul complexului bont-proteză cu aplicarea a două tipuri de presiuni: presiunile la nivelul talpii protezei și presiunile la nivelul tijei protezei.

Forțele și presiunile rezultate din aceste două tipuri de presiunile aplicate pe același model sunt considerate de tip aditiv într-un model de fuziune.

3.13.6. Studiul comportării piciorului protezei la aplicarea restricțiilor

Acest studiu implică aplicarea presiunilor (punctelor de sprijin) în partea cea mai de sus a protezei și asupra tălpii protezei.

Astfel putem simula tensiunile ce apar ca urmare a forțelor de reacțiune din partea solului.

Presiunile aplicate au avut valori și orientări diferite.

Scopul studiului este vizualizarea efectelor ce apar pe toată suprafața de contact dintre bont și proteză, știut fiind faptul că, frecarea poate induce tensiuni ce depășesc capacitatea de răspuns a materialelor și produc uzură la nivel epitelial, Tabelul 3.5 și Tabelul 3.6.

Tabelul 3.5

Analiza forțelor și a momentelor

Tabelul 3.6

Rezumatul rezultatelor

Valorile au fost alese plecând de la literatura de specialitate, conform cărora [23], [25] la nivelul gleznei se pot înregistra presiuni funcționale de până la 20000 N/m2 (pentru o greutate corporală de 70 kg). În acest studiu am ales această valoare ca fiind limita fiziologică superioară, la care modificările sunt fiziologice și reversibile, în cazul aplicării verticale.

Se observă că, în timpul locomoției, fața internă a bontului este mai puțin solicitată decât fața externă, exercitarea tensiunilor maxime realizându-se circumferențial, cu precădere la nivelul circumferinței inferioare de contact a bontului cu proteza, precum și la nivelul circumferinței superioare dar cu semnificație mai redusă. Existența pernei de aer dintre bont (inferior) și proteză, reduce la maxim interacțiunea dintre cele două interfețe, la acest nivel neexistând riscurile asociate forțelor de frecare, ce acționează asupra tegumentului.

3.13.7. Studiul modelului de deplasare

În programele MEF actuale este implementat mai ales modelul deplasare, pentru care necunoscutele sunt deplasările nodale, figurile 3.20 a și b.

a – 1st Principal Presiune

b – 3rd Principal Presiune

Fig. 3.20 a, b – Studiul modelului de deplasare

3.13.8. Studiul comportării complexului bont-proteză la aplicarea restricțiilor la nivelul tijei protezei

Acest studiu implică aplicarea presiunilor (punctelor de sprijin) la nivelul tijei protezei, figurile 3.21 a, b, c și d.

Astfel, putem simula tensiunile, care apar ca urmare a forțelor de apăsare ale corpului asupra bontului și protezei.

a b

c d

Fig. 3.21. Simularea aplicării și a restricțiilor

Se observă că, presiunile generate de corp asupra bontului și protezei determină solicitarea suplimentară a ariei anterioare a acestora.

Fața anterioară a protezei este mai solicitată decât fața posterioară.

3.13.9. Simularea aplicării forțelor și a restricțiilor pe întreg ansamblul al protezei pentru gleznă

Selectarea suprafețelor asupra cărora se aplică forțele este prezentată în figurile 3.22 a, b c, d.

a b

c d

Fig. 3.22 a, b, c, d – Selectarea suprafețelor pe care acțonează forțele

Simularea aplicării forțelor indicate prin săgețile de culoare galbenă și al restricțiilor pe întreg ansamblul protezei pentru gleznă este prezentată în figurile 3.23 a, b, c și d.

a b

c d

Fig. 3.23. a, b, c, d – Simularea aplicării forțelor indicate prin săgețile de culoare

galbenă și al restricțiilor pe intreg ansamblul protezei pentru gleznă

Prin comparație cu studiul anterior se observă că, presiunile generate de corp asupra protezei determină solicitarea suplimentară a ariei anterioare a acesteia, figura 3.22.

Partea posterioară a protezei este mai puțin solicitată decât fața anterioară.

3.13.10. Interpretarea rezultatelor simulării

Odată terminată simularea, în nodul de rezultate avem rezultatele tuturor testelor pentru a vedea distribuția tensiunilor și a deplasărilor.

Rezultatele afișate sunt:

– tensiunile VON MISES – reprezintă teoria tensiunilor maxime, care pot afecta componentele ansamblului. Aceste tensiuni trebuie să fie mai mici decât limita de elasticitate a materialului, figura 3.24;

– tensiunea principală 1st – reprezintă tensiunea principală maximă și acțiunea ei este normală la planul în care tensiunea de forfecare este 0, figura 3.25;

– tensiunea principală 3rd – reprezintă tensiunea principală minimă și acțiunea ei este normală la planul în care tensiunea de forfecare este 0, figura 3.26;

– deplasarea – reprezinta deformarea formei modelului dumneavoastră bazată pe condițiile specificate de încărcare, figura 3.27;

– factorul de siguranță – se calculează ca raportul dintre limita de curgere a materialului și tensiunea principală.

Factorul de siguranță mai mic decât 1 reprezintă un pericol iminent, figura 3.28.

În figura 3.24 vizualizăm câmpurile de tensiuni Von Mises în material.

Valorile vizualizate au ca unitate de măsură N/m2.

Fig. 3.24. Tensiunile Von Mises

În figura 3.25. vizualizăm tensiunile principale sub formă vectorială.

Fig. 3.25. Prima tensiunea principală

Prin parcurgerea unei succesiuni de comezi se poate alege vizualizarea diferitelor tipuri de tensiuni, figura 3.26.

Fig. 3.26. A treia tensiunea principală

Vizualizarea câmpurilor de deplasări, figura 3.27, sub formă vectorială.

Fig. 3.27. Deplasări

Distribuția factorului de siguranță este prezentată în figura 3.28 (Factorul de siguranță).

Fig. 3.28. Distribuția factorului de siguranță

Pentru simularea prezentării protezei proiectate am folosit setările din Tabelul 3.7.

Tabelul 3.7

Setări

Parametrii forței 2 sunt descriși în Tabelul 3.8.

Tabelul 3.8

Parametrii forței 2

În Tabelul 3.9 este prezentat sumarul rezultatelor obținute.

Tabelul 3.9

Sumarul rezultatelor

În tabelul 3.10 sunt prezentate forțele și momentele presiunilor

Tabelul 3.10

Forțele și momentele presiunilor

Tabelul 3.11 prezintă rezultatele obținute în urma simulării.

Tabelul 3.11

Rezultatele obținute

3.13.11. Simularea dinamică

La ansamblul proiectat, ansamblu cu îmbinări standard, am adăugat gradele de liberta-te (DOF). Ansamblul are articulații standard cu care am făcut simularea dinamică figura 3.29.

Am pus piciorul protezei pe sistemul de coordonate OY, iar talpa protezei pe sistemul de coordonate OZ. Întrucât s-au aplicat îmbinări, software-ul INVENTOR a poziționat cele două componente astfel încât sistemele lor de coordonate comune coincid.

Software-ul a creat grade de libertate în funcție de tipul comun, figura 3.30, între cele două sisteme de coordonate și, în consecință, între cele două componente.

Fig. 3.29. Simularea dinamică

Fig. 3.30. Grade de libertate

După cum se poate observa, în figurile 3.31 a și b și 3.32 a și b, durata acțiunii forței variază în funcție de punctul unde este aplicată.

Fig. 3.31 a, b – Referințele și datele rezultate în urma aplicării schemei de control

forță-timp în punctul în care este asamblat primul arc

Modulul de simulare dinamică utilizează presiunile de asamblare ale modelului 3D pentru a identifica corpurile rigide relevante, de a genera îmbinări de mișcare corecte și calcula comportamentul dinamic.

Această caracteristică permite observarea comportamentului proiectului, inclusiv poziția, viteza și accelerare pieselor în mișcare.

Fig. 3.32 a, b – Referințele și datele rezultate în urma aplicării schemei de control

forță-timp în punctul în care este asamblat al doilea arc

Analiza prin metoda elementelor finite (FEA), a permis anticiparea solicitărilor și a deformărilor cu sarcini de vârf precise prin transferarea forțelor de reacție generate în anumite momente ale simulării în mod direct la analiza stresului.

CAP. 4 . ELEMENTE DE CALCUL ȘI MODELARE PENTRU

PROTEZA DE GLEZNĂ

Funcționarea protezei pentru gleznă este prezentată în figura 4.1.

Fig. 4.1. Schema funcționării protezei pentru gleznă: 1- motor; 2- cuplaj elastic;

3- lagăr intermediar; 4- lagăr final; 5- arbore filetat; 6- piuliță; 7- talpa protezei

Un motor (1) este utilizat pentru a furniza energie suplimentară.

Mișcarea de rotație este transformată în mișcare de translație cu ajutorul cuplajului elastic (2).

Pe arborele filetat (5) se deplasează o piuliță (6), care acționează pârghia, pe care este montată cupa protezei pentru gleznă.

Pârghia se deplasează sub diferite unghiuri în funcție de faza de mers, în care se află piciorul. Am considerat pentru testare trei unghiuri: 5ș, 15ș și 30ș.

În acestă schemă talpa protezei (7) este considerat fixă, bază, iar cupa protezei este articulată la picior pentru realizarea mișcărilor de flexie-extensie și pronație-supinație.

Pentru a urmări comportamentul protezei s-au utilizat date privind ciclul de mers al unei persoane cu capacitate medie.

Întrucât glezna are atât un rol static cât și dinamic, ea este pârghia terminală a locomoției, asigura concomitent stabilitatea și mobilitatea, echilibrul și oscilările, accelerarea și decelerarea.

4.1. Parametrii temporo-spațiali ai mersului

Mediul exterior acționează asupra organismul uman sub raport mecanic, în principal, prin intermediul următorilor factori: forțele exterioare, greutatea și inerția.

Forțele exterioare se opun acțiunii sistemului biomecanic biologic.

Ele sunt guvernate de legi fizice și pot fi rezistențe exterioare și configurația și măsura segmentelor corporale care participă la acțiunea respectivă.

Fiecare din cele două membre inferioare au, pe rând, funcția de propulsor și de suport, mersul fiind o mișcare ciclică realizată prin ducerea succesivă a unui picior înaintea celuilalt.

Propulsia se realizează prin înclinarea anterioară și laterală a corpului, înaintea sprijinului pe un membru inferior, Figura 4.2.

Fig. 4.2. Membrul inferior acționează ca un lanț cinematic închis, iar

gamba ca o pârghie de sprijin (gradul I): R – Rezistența; G – centrul de greutate;

S – punctul de sprijin; 4 mușchiul triceps sural; F – Forța motorie a extensorilor

Când membrul inferior acționează ca un lanț cinematic închis, cu piciorul fixat pe sol, segmental gambei se comportă ca o pârghie de gradul I, cu punctul de sprijin la mijloc, deci ca o pârghie de sprijin.

Funcția mecanică a pârghiei se deduce din formula de echilibru:

(4.1)

unde:

F = forța de acțiune a mușchilor extensori ai piciorului pe gambă;

R = greutatea corpului;

r1 = brațul rezistenței RS ;

r2 = brațul forței SP.

Folosind datele de testare:

R = greutatea corpului = 70 kg;

r1 = brațul rezistenței RS = 10 cm;

r2 = brațul forței SP =22 cm;

putem calcula forța necesară menținerii echilibrului pârghiei:

În Tabelul 4.1 sunt prezentați parametrii temporo-spațiali ai mersului folosiți în simulare.

Tabelul 4.1

Parametrii temporo-spațiali ai mersului

Există doi termeni importanți pentru a descrie distanțele în raport cu mersul uman:

– lungimea pasului, definită ca fiind distanța dintre două contacte succesiv cu solul ale unuia dintre picioare, aceasta însemnând că, pasul este suma pasului făcut cu piciorul stâng și a pasului făcut cu piciorul drept;

– numărul de pași pe care o persoană îi face într-o anumită perioadă de timp reprezintă cadența sa.

Relația cu cadența este:

(4.2)

Din acest timp al ciclului, viteza de mers poate fi calculată dacă lungimea unui pas este împărțită de ea:

(4.3)

Puterea gleznei poate fi calculată din unghiul și cuplul gleznei:

(4.4)

unde:

P = puterea gleznei;

T = cuplul în jurul gleznei și este viteza unghiulară a gleznei.

Viteza unghiulară se calculează cu derivatul de timp al unghiului gleznei.

(4.5)

Energia utilizată de gleznă în timpul ciclului de mers poate fi calculată prin calcularea integrală a puterii, care oferă o valoare de peste 0,22 J / kg greutate corporală, ceea ce reprezintă aproximativ 16,6 J pentru o persoană medie de 70 kg.

(4.6)

Valorile normale ale amplitudinilor unghiulare articulare la nivelul gleznei sunt prezentate în tabelul 4.2.

Tabelul 4.2

Unghiurile mișcărilor articulare ale gleznei

În tabelul 4.3 sunt prezentate valorile coeficienților funcționali pentru articulația gleznei, pe diversele sectoare de mișcare.

Tabelul 4.3

Valorile coeficienților funcționali pentru articulația

gleznei pe diversele sectoare de mișcare

Pentru a studia starea gleznei unei persoane de 70 kg, vom folosi aceleași valori utilizate în Capitolul 3.2 pentru schimbarea unghiurilor și anume:

– schimbare de unghi de 5° în timpul schimbării cuplului de 5 Nm:

(4.7)

– schimbare de unghi de 15° în timpul schimbării cuplului de 135 Nm:

(4.8)

– schimbare de unghi de 30° în timpul schimbării cuplului de 130 Nm:

(4.9)

Întrucât proteza este acționată de un motor, el va extinde arcurile și prin aceasta va adăuga energie.

Cantitatea de energie, E, adăugată mersului a fost calculată prin calcularea întregului grafic al ciclului de putere:

(4.10)

Aceasta are valoarea de aproximativ 17 J pentru o persoană de 70 kg.

Întrucât proteza proiectată are în componență arcuri, care stochează energia pe o perioada de timp, de până la 0,6 s, conform calculelor din capitolul 4.1, rezultă:

4.2. Funcționarea protezei pentru gleznă în funcție de fazele cheie ale ciclul de mers

Analiza mișcării s-a făcut pentru un ciclu de mișcare complet, adică începând cu momentul în care un picior este în contact complet cu solul până în momentul în care celălalt picior atinge complet solul.

Ciclul de mers este împărțit în detaliu prin descrierea fazelor cheie.

Pentru început s-a pus accentul pe reprezentările structurale, pe reproducerea mișcărilor și a mecanismelor care pot substitui modelul natural de pășire.

În primul caz, atunci când piciorul intră în contact cu solul (10% din faza de sprijin a

piciorului pe sol), aplicând cea de-a doua lege a lui Newton, ecuațiile de echilibru ale sistemului biomecanic se pot scrie după cum urmează:

(1)

unde: mp – masa piciorului, mp = 0,015 x mt, mp = 1,05 kg,

G – forța de greutate a piciorului [N],

Rx,y0 – forțele de reacțiune ale solului asupra piciorului pe cele două direcții, x, y [N],

Rx,y1 – forțele de reacțiune din articulația gleznei pe cele două direcții, x, y [N],

Ff – forța de frecare dintre picior și sol [N],

μ – coeficientul de frecare dintre cele două suprafețe,

Mt – masa totală a corpului, Mt = 70 kg,

Mg – momentul net muscular ce acționează în articulația gleznei [Nm],

qp – accelerația unghiulară a piciorului în planul mișcării, θp = 1,6686 rad/s2,

Ip – momentul de inerție al piciorului, Ip = 0,0034 kgm2,

a1 – unghiul de atac al piciorului față de sol [ș],

a2 – unghiul de înclinație al tibiei față de axa verticală a corpului [ș],

d1 – distanța dintre punctul de acțiune al forțelor de reacțiune ale solului și centrul articulației gleznei [m],

d2 – distanța dintre centrul articulației gleznei și sol [m],

d3 – distanța dintre centrul de greutate al piciorului și centrul articulației [m],

d4 – distanța dintre centrul articulației și punctul cel mai distant al piciorului [m],

d5 – lungimea totală a piciorului [m],

d6 – distanța pe axa Y dintre centrul de rotație al articulației gleznei și centrul de masă al piciorului [m],

ax,y – accelerația centrului de masa al piciorului; ax = 0,6247 m/s2, ay = 0,1001 m/s2.

Dacă considerăm:

Mt = masa totală a corpului, Mt = 70 [kg];

mp = masa piciorului, mp = 0,015 x Mt, mp = 1,05 kg;

G = forța de greutate a piciorului [N];

p = 1,6686 [rad/sec2 ];

Ip = momentul de inerție al piciorului, Ip = 0,0034 kg/m2;

ax, ay = accelerația centrului de masă al piciorului;

ax = 0,6247 m/s2;

ay = 0,1001m/s2.

În tabelul 4.4 sunt prezentate datele antropometrice și cinematice în cazul unei persoane de sex masculin, cu o masă de greutate de 70 kg.

În timpul primei faze a ciclului de mers, contactul inițial se produce la atingerea solului cu călcâiul, fiind momentul în care piciorul vine în contact cu solul.

Piciorul este pregătit să se rotească pe călcâi, figura 4.3.

Săgeata reprezintă forța de reacție a solului [30] [39].

Fig. 4.3. Prima poziție a ciclului de mers

Acest lucru are loc în timpul primelor 2% din ciclul mersului.

În figura 4.4 este simulat contactul inițial cu ajutorul montajului.

Fig. 4.4. Simularea contactului inițial

În faza a doua a ciclului de mers are loc răspunsul la încărcare, Figura 4.5 [30] [39].

Forțele de reacție la sol cresc și se rotesc înapoi pe măsură ce greutatea corpului este transferată de la cealaltă picior, iar călcâiul poartă cea mai mare parte a greutății.

Corpul se deplasează în jos până la punctul cel mai de jos al întregului ciclu, Figura 4.6. Faza se termină atunci când se încheie perioada dublă de sprijin.

Fig. 4.5. A doua fază a ciclului de mers

Fig. 4.6. Răspunsul la încărcare

În faza a treia, figura 4.7, primul picior păstrează contactul cu solul în timp ce al doilea picior este mutat înainte. Corpul se rotește în jurul articulației gleznei [30] [39].

Fig. 4.7. A treia fază a ciclului de mers, primul picior este în contact cu solul

În cel de-al treilea caz, contactul dintre picior și sol se face în totalitate, deoarece axa de simetrie a tibiei formează un unghi de 10ș cu axa verticală (45% din faza de sprijin a piciorului pe sol). Se ajunge la cel mai înalt punct al ciclului de mers, în timp ce greutatea corpului este distribuită pe întreg piciorul. Faza se termină când cele două picioare sunt apropiate și forța de reacție a solului este îndreptată în sus, figura 4.8.

Fig. 4.8. Cel mai înalt punct al ciclului de mers greutatea

corpului fiind distribuită pe întreg piciorul

În poziția terminală, greutatea corpului este transferată pe partea din față a piciorului, figura 4.9, deoarece centrul gravitației corpului se află în fața gleznei.

Forța de reacție la sol crește pe măsură ce este generată împingerea întregul corp de către membre.

Această fază se termină în momentul în care se încheie contactul dintre călcâi și sol [30] [39].

Fig. 4.9. Contactul inițial al celui de al doilea picior

Momentul care separă poziția terminală de momentul de balansare este prezentat în figura 4.10.

Fig. 4.10. Momentul care separă poziția terminală de momentul de balansare

În faza următoare, al doilea picior este ridicat pe vârf, figura 4.11 [30] [39].

Forța de reacție la sol începe să scadă, deoarece greutatea este transferată primului picior.

Fig. 4.11. Al doilea picior este ridicat pe vârf

Faza se încheie în momentul în care nu mai există contact între degetele piciorului al doilea și sol, figura 4.12.

Fig. 4.12. Forța de reacție la sol începe să scadă

În timp ce al doilea picior este ridicat de pe sol, greutatea corpului este transportată pe primul picior, figura 4.13 [30] [39].

Fig. 4.13. Al doilea picior este ridicat de pe sol

Cele două picioare ajung unul lângă celălalt, al doilea picior fiind sprijinit pe vârf, are loc centrul fazei de balansare al celui de al doilea picior figura 4.14.

Fig. 4.14. Centrul fazei de balansare al celui de al doilea picior

Încheierea fazelor efectuării unui pas are loc în momentul când încetează balansarea celui de al doilea picior, figura 4.15 [30] [39].

Fig. 4.15. Încheierea fazelor efectuării unui pas

Cel de-al doilea picior ia contact cu solul, figura 4.16.

Fig. 4.16. Încheierea fazelor efectuării unui pas

4.3. Elementele componente ale protezei pentru gleznă proiectate

Proteza pentru gleznă trebuie să aibă dimensiunea și greutatea apropiată cu a gleznei umane, dar trebuie să ofere și o suficient de mare putere pentru a propulsa amputatul.

O persoană de 70 kg are o greutate gleznă-picior de aproximativ 2,5 kg.

Proteza pentru gleznă, figura 4.17, este formată din:

a – un corp superior (cupa) atașat membrului rezidual al amputatului;

b – corpul picior al protezei.

Fig. 4.17. Dispozitivul protetic

a- corpul superior (cupa); b- corpul picior al protezei

4.3.1. Corpului superior al protezei pentru gleznă (cupa)

Biomecanica ansamblului bont-proteză și cea a interacțiunii bifazice dintre os și mușchi, dar și a bontului cu proteza, constituie un domeniu cu grad înalt de variabilitate.

Cupa, figura 4.18, permite dispozitivului protetic să se conecteze la bontul rezidual.

Fig. 4.18. Corpul superior al protezei pentru gleznă (cupa)

Pentru proiectarea corpului superior al protezei pentru gleznă s-au folosit dimensiunile prezentate în tabelul 4.5.

Tabelul 4.5

Dimensiunile corpului superior al protezei pentru gleznă

4.3.2. Talpa protezei pentru gleznă

Talpa protezei (figura 4.19) pentru gleznă trebuie să asigure stabilitate persoanei care utilizează proteza. Proiectarea tălpii protezei pentru gleznă are în vedere continuarea ei, în lungime, cu încă o secțiune care să simuleze mișcările degetelor. Talpa protezei trebuie să fie mai îngustă decât talpa piciorului sănătos, luat ca martor pentru dimensiuni, deoarece ea trebuie introdusă într-un pantof, dar nu este la fel de mobilă ca talpa piciorului sănătos.

Fig. 4.19. Proiectarea tălpii protezei

Pentru proiectarea tălpii protezei pentru gleznă s-au folosit dimensiunile prezentate în tabelul 4.5.

Tabelul 4.6

Dimensiunile tălpii protezei pentru gleznă

4.3.3. Pârghia pentru transmiterea mișcării

Pârghia este conectată la axul gleznei.

Ea este acționată de două arcuri extinse sau comprimate de motor, figura 4.20.

Pe pârghie este montată partea superioară a protezei (cupa).

În momentul în care pârghia se deplasează, ea imprimă o mișcare în aceeași direcție și părții superioare a protezei.

În urma mișcării pârghiei, în funcție de sensul de mișcare, arcurile se extind sau se contractă.

Fig. 4.20. Pârghia pentru transmiterea mișcării

4.3.4. Sistemul de acționare

4.3.4.1. Motorul

Funcția motorului este de a furniza energia suplimentară necesară pentru a realiza un impuls. Cantitatea de energie care trebuie adăugată la sistem a fost calculată în (Ecuația 4.6) și este de aproximativ 17J.

Deoarece motorul trebuie să asigure acest lucru în 0,6 secunde, puterea nominală ar trebui să fie de aproximativ 30 W.

Alte cerințe pentru motor, în acest caz specific, sunt greutatea redusă și designul compact. Motorul care a fost selectat este motorul Maxon EC 45. Fișa tehnică a motorului poate fi găsită în anexa 6. În figura 4.21 este afișată regiunea de operare a motorului.

Fig. 4.21. Regiunea de funcționare a unui motor fără perii (Maxon EC 45)

de pe: www.maxonmotor.com/maxon/view/product/200142

Controlul motorului

Motorul are trei senzori Hall, care sunt amplasați la 120° unul față de celălalt și indică poziția rotorului.

Acești trei senzori împart revoluția în șase faze diferente.

Motorul are 3 înfășurări care sunt dispuse astfel încât să se creeze șase faze de conducție, care se suprapun cu fazele senzorilor.

O prezentare generală a acestui principiu poate fi găsită în figura 4.22.

Tensiunile aplicate sunt în formă de bloc, la fel și curenții.

Fig. 4.22. Semnalele senzorului de Hall și tensiunea motorului furnizate pentru un motor DC fără perii.

Imagine adaptată de la Maxons Technology – fișa tehnică

de pe: www.maxonmotor.com/maxon/view/product/200142

Motorul funcționează la viteze constante în simulări.

Tensiunea poate fi calculată folosind constanta de viteză dată în fișa tehnică a motorului.

Schimbarea funcționării motorului

Simularea se face pentru diferite viteze de funcționare a motorului în timpul fazei poziției inițiale.

Vitezele de rotație mai mari asigură o mărire a cuplului.

Acest lucru este posibil întrucât mai multă energie este stocată în arcurile folosite.

4.3.4.2. Cuplajul elastic

Cuplajul elastic, figura 4.23 a și b, permite transformarea mișcării de rotație a motorului în mișcare de translație necesară arborelui filetat.

a b

Fig. 4.23. Cuplajul elastic

4.3.4.3. Arborele filetat

Arborele filetat, figura 4.24, preia mișcarea de translație și acționează pârghia pentru transmiterea mișcării.

Fig. 4.24. Arbore filetat

4.3.4.4. Arcurile

Arcurile trebuie să aibă o constantă mare, care să asigure o forță mare pentru o mică extensie.

S-au folosit arcuri de compresiune.

Un capăt al arcurilor este legat la suportul central, iar celălalt la pârghia pentru transmiterea mișcării.

Trebuie să se urmărească mișcarea pârghiei, astfel încât pârghia pentru transmiterea mișcării să nu lovească suportul central.

Datorită utilizării arcurilor cantitatea de energie stocată crește, precum și cuplul pe articulația gleznei, deoarece o pretensionare mai mare cauzează o rigiditate mai mare a gleznei.

Pretensionările inferioare cauzează o rigiditate mai mică a gleznei.

În timpul fazei de sprijin a piciorului, proteza stochează energie și apoi o eliberează cu ajutorul arcurilor, realizând un impuls pentru efectuarea unui nou pas, după care se revine la poziția neutră.

Proteza proiectată își propune să producă un impuls cu ajutorul unui angrenaj și a unor mecanisme de blocare, cu scopul de a elibera energia în timpul mersului.

4.4. Materiale folosite pentru fabricarea protezei pentru gleznă

4.4.1. Biomateriale utilizate pentru fabricarea cupei protezei pentru gleznă

În partea de sus a protezei se montează un strat suplimentar, numit liner/manșon de silicon, pentru a oferi o barieră între pielea pacientului și cupă.

Din studiile efectuate a rezultat că, pentru această parte a protezei, se folosește polietilena-9SG81, cu manșon intern din multiform-617S3 pentru proteza provizorie, iar pentru cupa protezei definitive, pe mărime individuală, rășină sintetică laminată 623T3.

Fabricarea cupei protezei pentru gleznă cuprinde următoarele etape:

a) realizarea mulajului bontului ("negativul") pe care se va turna "pozitivul" asemănător bontului. Pe acesta se croiește și se toarnă tocul (teaca) sau trichterul protezei. Există și procedee de turnare directă pe bont a trichterului;

b) alegerea materialului trichterului (piele de "blanc"-burtă de cal, materiale plastice, lemn de tei, metal, etc), acesta influențând modul de căptușire și de sprijinire a sa pe bont. De asemenea, materialul, forma și sprijinul sau ancorarea trichterului la bont determină modul de articulare al protezei;

c) articularea acestei părți a protezei. În această etapă intră alegerea materialului de confecționare (rezistență, greutate, estetică). Materialele folosite sunt extrem de variate: lemn, metale diferite, polimeri armați cu fibră de sticlă sau nu, rășini epoxilice, piele, materiale textile, fibre de carbon, cauciuc special, etc.

4.4.2. Materiale utilizate pentru fabricarea corpului protezei pentru gleznă

Pentru fabricarea corpului protezei pentru gleznă s-a folosit o placă din aliajul de aluminiu 6082, care este un aliaj de medie tensiune cu excelenta rezistență la coroziune.

Are cea mai mare rezistență a aliajelor din seria 6000.

Aliajul 6082 este cunoscut ca aliaj structural.

În formă de plăci, 6082 este aliajul cel mai frecvent utilizat pentru prelucrare.

4.5. Rezultatele modelării protezei pentru gleznă cu programul INVENTOR

Procesul de simulare a fost împărțit în două părți:

– modelarea corpului superior al protezei pentru gleznă (cupa);

– modelarea piciorul protezei pentru gleznă.

4.5.1. Modelarea corpului superior al protezei pentru gleznă (cupa)

Am conceput un model al corpului superior al protezei pentru gleznă (cupa) având în vedere parametrii și dimensiunile stabilite, anexa 1.

S-au simulat forțele care acționează asupra modelului, figura 4.25.

Au fost aplicate forțe axiale pentru deplasări și presiune, figura 4.26.

Pentru a analiza structura s-au studiat elementele care le formează, elemente care sunt conectate prin noduri.

Condițiile de solicitare au fost aplicate la aceste elemente si noduri.

Au rezultat 5611 noduri și 3494 elemente, figura 4.27.

Fig, 4.25. Modelul corpului Fig. 4.26. Simularea forțelor Fig. 4.27. Nodurile și

superior al protezei pentru care acționează asupra elementele create

gleznă (cupa) modelului

S-au studiat tensiunile create, figura 4.28, zona principală de tensiune, figura 4.29 și zonele de tensiune pe axele XX, XY, XZ, YY, YZ, ZZ.

Fig. 4.28. Tensiunile Von Mises Fig. 4.29. A treia tensiunea principală

Fig. 4.30. Factor de securitate Fig. 4.31. Tensiunile XX

Rezultatele deplasărilor sub acțiunea forței axiale de 700 N sunt prezentate în Tabelul 4.7.

Tabelul 4.7

Rezultatele deplasărilor sub acțiunea forței axiale de 700 N

4.5.2. Modelarea piciorul protezei pentru gleznă

Au fost modelate:

– talpa protezei pentru gleznă, figura 4.32 și anexa 2;

– părțile laterale ale protezei, figura 4.33 și anexa 3;

– partea de sprijin, figura 4.34;

– structura superioară, figura 4.35.

Fig. 4.32. Talpa protezei pentru gleznă Fig. 4.33. Părțile laterale ale protezei

Fig. 4.34. Partea de sprijin Fig. 4.35. Structura superioară

După modelare, componentelor protezei de gleznă au fost asamblate, studiindu-se punctele de legătura dintre ele, figura 4.36 și figura 4.37.

Fig. 4.36. Asamblare, puncte de legătură stânga Fig. 4.37. Asamblare, puncte de legătură dreapta

Au fost atașate și celelalte componente ale protezei pentru gleznă proiectate: suportul arborelui filetat, figura 4.38, anexa 5 și suportul motorului, figura 4.39, anexa 6.

Fig. 4.38. Atașarea suportului arborelui filetat Fig. 4.39. Atașarea suportului motorului

S-au simulat forțele care acționeaza asupra modelului.

Au fost aplicate forțe axiale pentru deplasări și presiune, figura 4.40.

Pentru a analiza structura s-au studiat elementele care le formează, elemente care sunt conectate prin noduri. Condițiile de solicitare au fost aplicate la aceste elemente și noduri.

Au rezultat 14.417 noduri și 7.433 elemente, figura 4.41.

Fig. 4.40. Simularea forțelor care acționează asupra modelului Fig. 4.41. Nodurile și elementele create

S-au simulat teste cu diferite forțe de încărcare figura 4.41 (a și b).

Fig. 4.42 a, b – Vizualizarea tensiunilor

În figura 4.43 (a, b, c, d) se poate vedea zonele selectate pentru aplicarea forțelor, cât și sensul lor, indicate prin săgeți galbene.

a b

c d

Fig. 4.43. Zonele selectate pentru aplicarea forțelor

Au fost aplicate forțe axiale pentru deplasări și presiune, figurile 4.44 – 4.47:

Figura 4.44. Prima presiune principală Figura 4.45. A treia presiune principală

Fig. 4.46. Deplasarea Fig. 4.47. Factorul de siguranță

Datele obținute în urma acestei faze a analizei sunt prezentate în tabelul 4.8.

Tabelul 4.8

Prima fază a analizei

S-a continuat studiul factorilor, care acționează asupra piciorului protezei cu studiul zonelor de tensiune pe axele XX, XY, XZ, YY, YZ, ZZ, figurile 4.48 – 4.49.

Fig. 4.48. Tensiunile XX Fig. 4.49. Tensiunile YY

Datele obținute în urma acestei faze a analizei sunt prezentate în tabelul 4.9.

Tabelul 4.9

Datele obținute în urma celei de a doua fază a analizei

4.6. Transferarea desenelor realizate cu programul INVENTOR în

programul AUTOCAD pentru executarea componentelor protezei pentru gleznă

Pentru a putea fi realizate cu CNC-uri, desenele realizate cu programul INVENTOR au fost transferate în AUTOCAD.

În figura 4.50 (a, b, c, d) se prezintă o parte dintre componentele, care vor fi executate:

a b

c d

Fig. 4.50. Transferarea desenelor realizate cu programul INVENTOR în AUTOCAD

4.7. Modelul I – Fabricarea elementelor componente ale protezei pentru gleznă

În figura 4.51 (a, b, c, d) sunt prezentate componentele protezei de gleznă fabricate.

a b

c d

Fig. 4.51. Componentele protezei de gleznă care au fost executate în etapa I

4.8. Modelul I – Rezultate ale cercetării experimentale

privind proteza proiectată și fabricată

În figura 4.52 (a, b, c, d, e, f, g, h) se măsoară masa fiecărei componente a protezei pentru gleznă.

În figura 4.53 (a, b) se măsoară masa părților componentelor protezei pentru gleznă.

Tabelul 4.10 prezintă masele aproximative ale componentelor protezei pentru gleznă.

a b c

d e f

g h

Fig. 4.52 a, b, c, d, e, f, g, h – Măsurarea masei fiecărei componente a protezei pentru gleznă

a b

Fig. 4.53 a, b – Măsurarea masei componentelor protezei pentru gleznă

Tabelul 4.10

Masele componentelor protezei pentru gleznă fabricate în faza I

Masa totală a protezei fără baterii este cu mult sub 2 kg.

Greutatea poate fi redusă, în continuare, prin utilizarea altor aliaje de aluminiu cu rezistențe mai mari la randament, cum ar fi Al 7075.

Acest material are aproximativ aceeași densitate ca Al 6061 utilizat, dar o rezistență la randament, care poate fi aproape de două ori mai mare.

Acest lucru poate să determine o proiectare mai compactă a componentelor.

CAPITOLUL 5. AL DOILEA MODEL AL PROTEZEI PENTRU GLEZNĂ

În procesul de proiectare și fabricare a protezei pentru gleznă am întâlnit două principale provocările de inginerie care au influențat realizarea protezei pentru gleznă:

– proiectare mecanică. Cu tehnologia curentă de acționare, este provocarea de a construi o proteză pentru gleznă care să se potrivească ca dimensiune și greutatea gleznei umane, dar fiind acționată de un motor, să ofere un impuls în momentul efectuării unui pas. Proteza pentru gleznă fabricară pentru o persoană de 78 kg cântărește aproximativ 2 kg. Mecanismele actuale de gleznă pentru roboții umanoizi nu sunt potrivite pentru această aplicație, deoarece acestea sunt fie prea grele sau nu sunt suficient de puternice pentru a face față persoanei amputate.

– proiectarea sistemului de control. Proteza pentru gleznă trebuie să fie o proteză alimentată de un motor, având poziția controlabilă în timpul funcționării. În plus, pentru ușurința de utilizare, este preferabilă detectarea protezei, ceea ce adaugă și mai multe constrângeri asupra designului sistemului de control. Glezna trebuie să absoarbă șocul produs în timpul pășirii de greutatea persoanei amputate și să ofere mișcării cursivitate.

5.1. Alegerea materialelor din care va fi fabricată proteza pentru gleznă

Obiectivul cheie al acestei cercetări este de a aborda fabricarea protezei pentru gleznă atât din punct de vedere mecanic cât și provocările de proiectare ale sistemului de control. Am proiectat și construit o proteză motorizată care exploatează atât puterea motorului, cât și elasticitatea arcurilor pentru a îndeplini cerințele exigente ale gleznei umane, să ofere controlul pozitiei pentru imitarea comportamentului gleznei umane în timpul mersului pe jos.

O astfel de proteză pentru gleznă, alimentată, poate scădea costul metabolic al transportului al unui amputat comparativ cu un dispozitiv convențional pasiv-elastic.

5.1.1. Biomateriale utilizate pentru execuția cupei protezei pentru gleznă

Protezele au fost inventate în primul rând pentru a reface o funcționalitate naturală a corpului omenesc dar și, pentru necesitatea umană, de a fi sănătos. Fiecare dispozitiv este diferit în funcție de nivelul de amputație, capacitatea fizică și de nevoi.

S-a avut în vedere că, proteza pentru gleznă este personalizată, ea trebuind să devină o parte integrată a corpului și, prin urmare, să fie acceptată de către pacient.

Proteza pentru gleznă este un înlocuitor artificial pentru un membru lipsă sau o parte a unui membru, care poate ajuta pacientul să-și recapete independența după amputare.

Pe baza anatomiei gambei, manșonul este moale și are aderență bună fiind confecționat din poliuretan, prezentând caracteristici deosebite de rezistență la flexie, pentru a asigura distribuția uniformă a presiunii la nivelul cupei protetice. Este, de asemenea, folosit pentru membrele reziduale sensibile, cu oase proeminente și/sau cu cicatrice. Pentru pacienți confortul la purtare este pe primul loc în momentul evaluării protezării.

Aditivul antibacterian SkinGuard îmbunătățește igiena manșonului, asigurând protecție eficientă împotriva bacteriilor și mirosului neplăcut.

Manșonul în interiorul cupei a început să fie folosit începând cu anul 1980. Manșonul de silicon este de forma unui rulou, rulat pe bont și fixat în interiorul protezei. Avantajele folosirii acestui produs sunt o mai buna suspensie în proteză și protecția pielii bontului.

Proteza pentru gleznă trebuie să îndeplinească o serie de criteri:

– să ajute pacientul să aibă un mers cât mai apropiat de mersul unui om sănătos;

– să aibă un aspect apropiat de al unei glezne sănătoase;

– să răspundă la solicitări;

– să nu provoace leziuni bontului și nici discomfort pacientului;

– nivelul sonor al protezei în funcționare să fie cât mai scăzut.

Cupa permite dispozitivului protetic să se conecteze la bontul rezidual.

Un strat suplimentar, numit liner/manșon de silicon, se potrivește peste bont și oferă o barieră între piele și cupă.

Linerul asigură amortizarea și confortul, oferind în același timp o potrivire mai bună pentru cupă. Cele mai frecvente opțiuni pentru suspensia cupei sunt de suspensie cu hamuri, vacuum și de blocare cu pivot/pin.

5.1.2. Modelarea cupei protezei pentru gleznă cu ajutorul programul INVENTOR

Pentru realizarea cupei protezei pentru gleznă trebuie îndeplinite câteva cerințe:

– cupa cu manșon să fie flexibilă intern, cu proprietăți antimicrobiale ușor de igenizat;

– cupa externă să fie flexibilă și foarte ușoară;

– proteza să aibă un manșon (liner) de silicon, pentru o protecție a bontului;

– reducerea presiunii și a durerii cauzată de fricțiune la nivelul cupei protetice.

Este esențial ca, cupa fabricată să fie potrivită corect, prezentată în figura 5.1.

Fig. 5.1. Cupa protezei pentru gleznă fabricată

O cupă incorect potrivită poate duce la durere, răni și bășici pe bont.

Au fost modelate: piciorul protezei pentru gleznă și cupa protezei pentru gleznă prezentate în figura 5.2.

Fig. 5.2. Piciorul protezei pentru gleznă

și cupa protezei pentru gleznă

Biomecanica ansamblului bont-proteză și cea a interacțiunii bifazice dintre os și mușchi, dar și a bontului cu proteza, constituie un domeniu cu grad înalt de variabilitate.

Cupa permite dispozitivului protetic să se conecteze la bontul rezidual, figura 5.1.

Fabricarea cupei protezei pentru gleznă cuprinde următoarele etape:

a) realizarea mulajului bontului ("negativul") pe care se va turna "pozitivul" asemănător bontului. Pe acesta se croiește și se toarnă tocul (teaca) sau trichterul protezei. Există și procedee de turnare directă pe bont a trichterului;

b) alegerea materialului trichterului (piele de "blanc" – burtă de cal, materiale plastice, lemn de tei, metal, etc), acesta influențând modul de căptușire și de sprijinire a sa pe bont. De asemenea, materialul, forma și sprijinul sau ancorarea trichterului la bont determină modul de articulare al protezei;

c) articularea acestei părți a protezei. În această etapă intră alegerea materialului de confecționare (rezistență, greutate, estetică).

Materialele care pot fi folosite sunt extrem de variate: lemn, metale diferite, polimeri armați cu fibră de sticlă sau nu, rășini epoxilice, piele, materiale textile, fibre de carbon, cauciuc special, etc.

Pentru proiectarea corpului superior al protezei pentru gleznă s-au folosit dimensiunile prezentate în tabelul 5.1.

Tabelul 5.1

Dimensiunile corpului superior al protezei pentru gleznă

În partea de sus a corpului superior al protezei pentru gleznă s-a montat un strat suplimentar, numit liner/manșon de silicon, pentru a oferi o barieră între pielea pacientului și cupă.

Din studiile efectuate a rezultat că, pentru această parte a protezei, se folosește polietilena-9SG81, cu manșon intern din multiform-617S3 pentru proteza provizorie, iar pentru cupa protezei definitive, pe mărime individuală, rășină sintetică laminată 623T3.

Un model teoretic și practic trebuie să țină cont că, fenomenul de rupere se produce la interfața tegument-proteză, fiind vorba practic de o zonă de tranziție de fază între două materiale diferit, unul organic (bontul, tegumentul) și altul anorganic (proteza sau manșonul).

Modelarea și simularea acțiunii forțelor asupra cupei protezei pentru gleznă este prezentată în figura 5.3, iar în figura 5.4 este prezentată acțiunea forțelor asupra ansamblului picior–cupă.

Fig. 5.3. Acțiunea forțelor asupra cupei protezei pentru gleznă

Fig. 5.4. Acțiunea forțelor asupra ansamblului picior–cupă

Asupra ansamblului picior–cupă al protezei pentru gleznă au fost aplicate forțe axiale pentru deplasări și presiune, figura 5.5.

Fig. 5.5. Forțe axiale pentru deplasări și presiune aplicate asupra

ansamblului picior–cupă al protezei pentru gleznă

Pentru a analiza structura, s-au studiat elementele care formează ansamblului picior–cupă al protezei pentru gleznă, elemente care sunt conectate prin noduri.

Condițiile de solicitare au fost aplicate acestor elemente și noduri.

Au rezultat 18.173 noduri și 9.490 elemente, tabelul 5.2.

Tabelul 5.2

Rezumatul rezultatelor

Au fost aplicate forțe axiale pentru deplasări și presiune și numai asupra cupei protezei pentru gleznă.

În actuala fază a cercetărilor a fost dificilă integrarea simultană a acțiunii forței și temperaturii. S-a implementat și testat numai varianta fără temperatură, considerând acțiunea temperaturii instantanee ca un factor linear agravant.

Prin evaluarea zonelor de risc care pot dezvolta o leziune, se poate face o anumită aproximație asupra funcțiomării cupei.

Polietilena formată, în principal, din macromolecule liniare, cu foarte puține ramificații, permite împachetarea ușoară a macromoleculelor.

Drept urmare, crește conținutul în faza cristalină până la 94%, iar proprietățile termomecanice ale acestui material plastic sunt considerabil îmbunătațite.

Polietilenele sunt polimeri termoplastici rezultați din polimerizarea monomerului etilenă.

Polietilenele fabricate prin diverse tehnologii se deosebesc între ele prin valorile unor caracteristici, precum: masa moleculară, gradul de ramificare, cristalinitate, densitate, proprietăți mecanice, proprietăți termice, etc.

Polietilena de înaltă densitate se obține industrial prin polimerizarea etilenei la presiune joasă în prezența catalizatorilor.

Aceasta se prezintă în formă de granule incolore sau opace.

La temperatura mediului ambiant polietilena este perfect stabilă la acțiunea acizilor clorhidric, fosforic, formic, acetic, la concentrații mari ale acestora, precum și la soluții concentrate de amine, amoniac, hidroxid de sodiu, apa oxigenată.

Până la 60°C este rezistentă la acid sulfuric 50% și acid azotic 40%.

La temperaturi mai ridicate (90-100°C) atât acidul sulfuric, cât și acidul azotic distrug rapid polietilena. Au rezultat 1832 noduri și 869 elemente.

Rezultatele deplasărilor sub acțiunea forței axiale sunt prezentate în Tabelul 5.3.

Tabelul 5.3

Rezumatul rezultatelor

S-au studiat tensiunile create în zonele de acționare pe axele XX, XY, XZ, figura 5.

Fig. 5.6. Tensiunile create pe axele XX, XY, XZ

Sub acțiunea separată sau simultană a luminii și oxigenului din aer, polietilena suferă un proces lent de degradare, îmbătrânire, care la scară macroscopică se manifestă prin apariția de crăpături, scăderea elasticității, rezistenței la frig, alungirii, înrăutățirea proprietăților electrice etc. Temperatura ridicată accelerează puternic degradarea.

Îmbătrânirea polietilenei este un proces de oxidare.

Polietilena este unul dintre materialele cele mai rezistente la apă.

Chiar la contacte îndelungate cu apă își menține nealterate toate proprietățile fizico-mecanice inclusiv pe cele electrice.

5.2. Alegerea materialului din care se poate fabrica tija protezei pentru gleznă

5.2.1. Aliajul de aluminiu EN AW 6082

Funcțiunile gleznei presupun rezistență și suplețe.

S-a avut în vedere că, proteza pentru gleznă este personalizată, ea trebuind să devină o parte integrată a corpului și prin urmare să fie acceptată de către pacient.

Pentru a minimiza creșterea dimensiunii și greutății protezei pentru gleznă, s-a considerat că, majoritatea comportamentelor sunt elemente pasive, iar motorul are o contribuție limitată.

Cu ajutorul programul INVENTOR s-a simulat fabricarea corpului protezei pentru gleznă folosind o placă din aliajul de aluminiu 6082, figura 5.7, care este un aliaj de medie tensiune cu excelenta rezistență la coroziune, cu cea mai mare rezistență din seria 6000.

Fig. 5.7. Alegerea aliajului de aluminiu 6082

Aliajul 6082 este cunoscut ca aliaj structural.

În formă de plăci, 6082 este aliajul cel mai frecvent utilizat pentru prelucrare.

Aliajul EN AW 6082 aparține Clasei 6xxx care conține aluminiu, magneziu și siliciu.

Aluminiul tehnic sau comercial are puritatea de 99,5÷99,8%, restul de 0,2÷0,5% sunt impurități, în special, de Fe și Si, care au efect negativ asupra plasticității și rezistenței la coroziune.

Aceste impurități imprimă tendința de fisurare la solidificare, datorită compusului chimic ternar AlFeSi, care determină formarea de retasuri închise extinse și crăpături superficiale.

Compoziția chimică a aliajului EN AW 6082 este prezentată în Tabelul 5.4:

Tabelul 5.4

Compoziția chimică a aliajului EN AW 6082

Aplicabilitatea aliajului de aluminiu EN AW-6082 Si1MgMn este prezentată în Tabelul 5.5.

Tabelul 5.5

Aplicabilitatea aliajului din aluminiu EN AW-6082

Proprietățile fizice ale aliajului de aluminiu 6082 sunt prezentate în Tabelul 5.6.

Tabelul 5.6

Proprietăți fizice

Pentru îmbunătățirea caracteristicilor mecanice, acest aliaj se utilizează, în general, în stare tratată.

Având în vedere că, după tratament termic, aliajele se caracterizează printr-o rezistență mecanică ridicată, rezistență bună la coroziune, sudabilitate, caracteristici bune de prelucrare mecanică și se pretează la finisarea suprafeței prin anodizare, aliajul va fi luat în considerare la fabricarea protezei pentru gleznă .

Proprietățile mecanice ale aliajului de aluminiu 6082 pentru o placă de 6.00mm – 12,5mm, necesare în analiza elementelor finite sunt prezentate în tabelul 5.7.

Tabelul 5.7

Proprietăți mecanice

Tabelul 5.8

Proprietățile aluminiului

În formă de plăci, este aliajul cel mai frecvent utilizat pentru prelucrare.

Aluminiul tehnic sau comercial are puritatea de 99,5 ÷ 99,8%, restul de 0,2 ÷ 0,5% sunt impurități, în special, de Fe și Si, care au efect negativ asupra plasticității și rezistenței la coroziune.

5.2.2. Analiza cu elemente finite a tijei protezei pentru gleznă fabricată din aluminiu

O primă simulare a fost făcută prin declararea aliajului de aluminiu EN AW 6061 ca material din care să fie fabricată proteza pentru gleznă.

Cu ajutorul programului INVENTOR s-a calculat comportamentul individual al fiecărui element pentru a prezice comportamentul general al componentei și al structurii.

Componentele protezei pentru gleznă proiectate sunt supuse stresului în figura 5.8.

Fig. 5.8. Supunerea componentelor protezei pentru gleznă stresului

Metoda analizei cu elemente finite este un instrument care permite rezolvarea numerică a numeroaselor probleme de inginerie, inclusiv analiza stresului, fluxul și debitul.

Se discretizează o regiune complexă definind forme geometrice simple.

Toate considerațiile se fac într-o formă simplă numită element.

Elementele sunt apoi asamblate împreună ținând cont de condițiile limită pentru a obține un set de ecuații care pot fi rezolvate pentru a obține un comportament aproximativ al sistemului examinat.

În figura 5.9 sunt definite formele geometrice simple.

Au fost definite 14533 noduri și 7465 elemente.

Fig. 5.9. Definirea formelor geometrice simple

Întrucât se pot prezice zonele cu încărcături mari de solicitare, se reliefează zonele cele mai susceptibile la eșecul de oboseală și la coroziune. După efectuarea analizei stresului rezultatele sunt analizate și prezentate în figurile 5.10 – 5.14.

Fig. 5.10. Prima presiune principală – aluminiu Fig. 5.11. A treia presiune principală – aluminiu

Fig. 5.12. Presiunea XX – aluminiu Fig. 5.13. Presiunea XY – aluminiu

Fig. 5.14. Presiunea XZ – aluminiu

5.2.3. Titanul – materialului din care se poate fabrica tija protezei pentru gleznă

A doua simulare ajutorul programul INVENTOR a fost făcută prin declararea titanului ca material din care să fie făcută tija protezei pentru gleznă.

Proprietățile titanului sunt prezentate în tabelele 5.9 și 5.10.

Tabelul 5.9

Proprietățile titanului

Tabelul 5.10

Condiții de operare a forței 1

Primele aplicații industriale ale titanului au fost în domeniul aerospațial și militar și abia după aceea a început să fie testat în medicină.

Această succesiune în timp a făcut ca aplicațiile medicale să fie începute cu aliaje deja fabricate pentru industrie.

Așa se explică utilizarea în aplicații medicale și la ora actuală a aliajului Ti-6%Al-4V.

Proprietățile titanului, care sunt o combinație de înaltă rezistență, rigiditate, tenacitate, densitate scăzută și rezistență bună la coroziune oferite de diverse aliaje de titan de la temperaturi foarte scăzute la cele ridicate, permițând economisire în greutate.

Titanul și aliajele sale au o rezistență la tracțiune de la 30.000 psi până la 200.000 psi (210-1380 MPa).

Titanul poate fi pasivat și, astfel prezintă un grad ridicat de imunitate la atac de către cei mai mulți acizi minerali și cloruri, în general, compatibil biologic cu țesuturile și oasele umane. Titanul prezintă rezistență excelentă la coroziune.

Din punct de vedere al proprietăților mecanice, titanul și mai ales aliajele acestuia, se caracterizează prin valori foarte ridicate are rezistenței specifice (raportul rezistență de rupere / densitate), care o depășește pe cea a oțelurilor sau aliajelor de aluminiu durificate prin precipitare (rezistență comparabilă cu a oțelurilor, pentru o densitate cu peste 45% mai mică, respectiv de peste două ori mai mare decât a aliajelor de aluminiu, peste o densitate cu numai 60% mai mare).

Anumite aliaje de titan spre exemplu Beta C depășesc, după tratamentul termic, rezistența de rupere la tracțiune de 1400 MPa, în condițiile unei densități care nu depășesc 4.5 kg/m3.

Totuși rezistențele foarte ridicate se regăsesc în cazul alierii cu o cantitate mare de elemente de aliere, dintre care unele au potențial citotoxic crescut.

Titanul și aliajele acestuia sunt folosite cu precădere la realizarea implanturilor ortopedice datorită faptului că, proprietățile mecanice ale acestuia sunt asemănătoare cu cele ale țesutului osos [7].

5.2.4. Analiza cu elemente finite a corpului protezei pentru gleznă fabricat din titan

Rezultatele analizei elementului finit sunt utile în determinarea vieții și a domeniilor de îmbunătățire a componentelor.

Rezultatele sunt analizate și prezentate în figurile 5.15 – 5.18.

Fig. 5.15. Prima tensiune principală – Titan Fig. 5.16. A treia tensiune principală – Titan

Fig. 5.17. Tensiunea XX – Titan Fig. 5.18. Tensiunea XY – Titan

Fig. 5.19. Tensiunea XZ – Titan

5.2.5. Compararea rezultatelor testelor efectuate cu aliajul de aluminiu EN AW-6082 față de rezultatele obținute cu aliajul de titan

Ca urmare a testelor efectuate cu cele două materiale s-au întocmit grafice și s-au analizat rezultatele obținute.

Obiectivul principal al acestei analize este să se elimine punctele slabe înainte de a angaja resursele pentru proiectare.

Graficele analizate sunt prezentate în figurile 5.20 – 5.23.

Fig. 5.20. Prima presiune principală Fig. 5.21. A treia presiune principală

Fig. 5.22. Presiunea XX Fig. 5.23. Presiunea XY

Fig. 5.24. Presiunea XZ

5.2.6. Anticiparea fisurării protezei pentru gleznă prin analiza distribuției stresului

Obiectivul principal al analizei este de a anticipa fisurarea protezei pentru gleznă prin analiza distribuției stresului în cadrul componentelor întregii proteze pntru gleznă.

Analiza stresului este prezentată prin abordarea cu elemente finite utilizând software-ul Autodesk Inventor.

Talpa protezei pentru gleznă trebuie să îndeplinească mai multe condiții: să asigure stabilitate persoanei care utilizează proteza, să simuleze mișcările degetelor, deci să se continue în lungime, cu încă o secțiune care să simuleze mișcările degetelor, să fie mai îngustă decât talpa piciorului sănătos, luat ca martor pentru dimensiuni, deoarece ea trebuie introdusă într-un pantof.

Dezavantajul este că, talpa protezei pentru gleznă nu este la fel de mobilă precum talpa piciorului sănătos.

5.3. Modelare: talpa protezei pentru gleznă, părțile laterale ale protezei pentru gleznă, asamblarea piesele proiectate. Aplicarea forțelor

Au fost modelate: talpa protezei pentru gleznă, figura 5.25, părțile laterale ale protezei pentru gleznă (stânga), figura 5.26, părțile laterale ale protezei pentru gleznă (dreapta), figura 5.27, toate piesele sunt asamblate pentru realizarea piciorului protezei pentru gleznă, fig. 5.28

Fig. 5.25. Talpa protezei pentru gleznă Fig. 5.26. Părțile laterale ale protezei pentru gleznă

Fig. 5.27. Părțile laterale ale protezei pentru gleznă Fig. 5.28. Proteza pentru gleznă proiectată

După modelare s-au studiat punctele de legătură dintre componente și au fost aplicate forțele, figura 5.29.

Fig. 5.29. Aplicarea forțelor

CAP. 6. ELEMENTE DE CONSTRUCȚIE ȘI FUNCȚIONARE

AL PROTEZEI PENTRU GLEZNĂ

Proteza pentru gleznă este formată din următoarele componente: cupa protezei, piciorul protezei, talpa protezei, un motor de greutate mică, un actuator, arcuri, un mecanism de blocare-deblocare, elementele de acționare, senzori, baterii. Proteza pentru gleznă, figura 6.1, are o structură tubulară. Articulația protezei de gleznă este multiaxială.

Fig. 6.1. Proteza pentru gleznă proiectată:

1- talpa protezei , 2- arcul 1, 3- arcul 2, 4 – mecanismul de blocare, 5 – cursor ,

6 – încheietura gleznei, 7 – sistem de pretensionare, 8- motor

Proteza pentru gleznă a fost proiectată pentru un pacient cu vârsta de 60 ani, având inălțimea de 1,67 m și masa de 70 kg.

Dimensiunile protezei sunt: (L x l x î) (27,0 cm x 12,0 cm x 27,5 cm).

Proteza trebuie să-i permită pacientului să meargă cu o viteza constantă de 1 m/s.

Proteza pentru gleznăă trebuie să fie ușoară, dacă proteza este prea grea sistemul de suspensie poate fi afectat și astfel și conexiunea cu bontul piciorului va fi afectată.

Ea trebuie să fie, de asemenea, puternică pentru ca persoana amputată să poată merge pe jos și chiar să alerge. Trebuie să fie, de asemenea, suficient de mică pentru a putea fi acoperită cosmetic și să se potrivească într-un pantof.

În figura 6.2 sunt prezentate piesele din componența protezei pentru gleznă:

– talpa protezei pentru gleznă;

– părțile laterale ale protezei;

– partea de sprijin a protezei;

– structura superioară.

Fig. 6.2. Piesele din componența protezei pentru gleznă

Piesele din componența protezei pentru gleznă au fost asamblate și prezentate în figura 6.3:

Fig. 6.3. Piciorul protezei pentru gleznă

Pentru transmiterea mișcării s-au folosit arcuri de compresiune, figura 6.4, cu o constantă mare, care să asigure o forță mare pentru o mică extensie.

Un capăt al arcurilor este legat la suportul central, iar celălalt la pârghia pentru transmiterea mișcării.

Trebuie să se urmărească mișcarea pârghiei, astfel încât pârghia pentru transmiterea mișcării să nu lovească suportul central.

Datorită utilizării arcurilor, cantitatea de energie stocată crește, precum și cuplul pe articulația gleznei, deoarece o pretensionare mai mare cauzează o rigiditate mai mare a gleznei.

În timpul fazei de sprijin a piciorului, proteza stochează energie și apoi o eliberează cu ajutorul arcurilor, realizând un impuls pentru efectuarea unui nou pas, după care se revine la poziția neutră.

Fig. 6.4. Montarea arcurilor

Pentru a putea adapta comportamentul protezei la nevoia persoanei amputate, este important să poată fi modificate caracteristicile protezei.

Deoarece este imposibilă schimbarea rigidității arcului fără înlocuirea lor, pretensionarea trebuie schimbată.

Brațelor pârghiei trebui să fie aliniate cu arcurile, figura 6.5.

Fig. 6.5. Arcurile protezei pentru gleznă

S-au montat părțile laterale ale protezei pentru glezna, figura 6.6.

Fig. 6.6. Montarea părților laterale ale protezei

Comportamentul gleznei a fost simulat folosind o componentă activă.

Un motor DC este utilizat pentru a furniza energie suplimentară.

Mișcarea de rotație este transformată în mișcare de translație cu ajutorul cuplajului elastic.

Pe arborele filetat se deplasează o piuliță, care acționează pârghia, pe care este montată cupa protezei pentru gleznă.

Pârghia se deplasează sub diferite unghiuri în funcție de faza de mers, în care se află piciorul.

S-au considerat pentru testare trei unghiuri: 5ș, 15ș și 30ș.

Talpa protezei este considerat fixă, bază, iar cupa protezei este articulată la picior pentru realizarea mișcărilor de flexie-extensie și pronație-supinație.

Pentru a urmări comportamentul protezei s-au utilizat date privind ciclul de mers al unei persoane cu capacitate medie.

6.1. Articulația protezei pentru gleznă fabricată

În comparație cu persoanele cu glezna sănătoasă, persoanele cu glezna amputată au nevoie pentru a merge pe jos de o energie metabolică de 10-60% mai mare, în funcție de viteza de mers, de nivelul dezvoltării fizice.

În plus, persoanele cu glezna amputată se plimbă cu viteze de mers mai mici de 11-40% decât persoanele cu membre intacte.

În figura 6.7 este prezentată articulația protezei pentru gleznă realizată.

Fig. 6.7. Articulația protezei pentru gleznă realizată

S-au remarcat în această fază următoarele aspecte:

– motorul și cuplajul elastic trebuie să fie așezate în linie pe talpa protezei;

– motorul are un diametru de 45 mm, iar așezarea arcurilor lângă motor ar ocupa spațiul disponibil din lățimea protezei. Acest lucru nu ar conduce la un design compact;

– trebuie să permită efectuarea unei mișcări de inversiune și eversiune, care ar aduce comportamentul protezei mai aproape de cel al unei glezne sănătoase;

– mecanismele de blocare trebuie să fie așezate pe arborele filetat.

S-a creat o structură de picior, figura 6.8, cu următoarele dimensiuni:

– înălțimea de 7 cm la articulația gleznei;

– lățimea de 8 cm;

– lungimea de aproximativ 18 cm.

Fig. 6.8. Piciorul protezei pentru gleznă

În timpul fazei de sprijin a piciorului, proteza proiectată stochează energie și apoi o eliberează cu ajutorul unui element elastic, realizând un impuls pentru efectuarea unui nou pas, după care se revine la poziția neutră.

Această energie trebuie să fie depozitată într-un arc sau mai multe arcuri, de către un motor mic în timpul unui ciclului de mers.

Proteza proiectată își propune să producă un impuls cu ajutorul unui angrenaj și a unor mecanisme de blocare, cu scopul de a elibera energia în timpul mersului.

Talpa protezei este considerat fixă, bază, iar cupa protezei este articulată la picior pentru realizarea mișcărilor de flexie-extensie și pronație-supinație.

În figurile: 6.9, 6.10, 6.11 este prezentată articulația dintre talpa protezei și piciorul protezei pentru gleznă.

.

Fig. 6.9. Articulația dintre talpa protezei și piciorul protezei pentru gleznă

Fig. 6.10. Articulația dintre talpa protezei și piciorul protezei pentru gleznă

Fig. 6.11. Articulația dintre talpa protezei și piciorul protezei pentru gleznă

În figura 6.12 este prezentat motorul atașat articulației protezei pentru gleznă.

Fig. 6.12. Motorul atașat articulației protezei pentru gleznă

Legătura între cupa protezei de gleznă și piciorul protezei de gleznă se face printr-un conector piramidal.

Piciorul protezei face legătura între cupa protezei și talpa protezei.

Pe piciorul protezei de gleznă se montează: un motor, o sursă de tensiune, un opritor, senzori și arcuri.

6.2. Sistemul de acționare a protezei pentru gleznă. Motorului Maxon EC 45

Fișa tehnică a motorului Maxon EC 45 este prezentată în anexa 1.

Motorul de curent continuu Maxon EC-30, Maxon Motors, Sacheln, Elveția, de 200W, funcționează la un curent nominal de 5.0 A putând ajunge la până 15 A.

Curentul continuu alimentează motorul cu puterea de 40 V.

Dimensiunile motorului sunt: (L x l x î) (18,4 cm x 12,5 cm x 10,0 cm).

Masa motorului este de 1,4 kg.

Carcasa motorului a fost cuplată prin șuruburi cu dimetrul de 8 mm (ECS-08025, Nook Industries, Cleveland, OH). Transmisia de antrenare se face printr-o curea 2:1 pentru o forță de acționare liniară de 1,87 kN. S-a folosit o sursă de tensiune Omega, LC-202.

Pentru măsurarea tensiunii se poate folosi un potențiometrul linear de precizie Omega, LP804-6. Bateria de mici dimensiuni asigură o autonomie îndelungată.

Un microcontroller urmărește eliberarea energiei.

Acesta are la dispoziție o serie de senzori pentru a înregistra mișcarea.

Senzorul de moment măsoară presiunea în suportul piciorului.

Senzorul PCB (Placă de circuite imprimate, personalizate, integrate) amplifică, urmărește și verifică frecvența de întrerupere 99,8 – 50 Hz.

Simularea funcționării motorului se face pentru diferite viteze de funcționare a motorului în timpul fazei poziției inițiale.

Vitezele de rotație mai mari asigură o mărire a cuplului.

Acest lucru este posibil întrucât mai multă energie este stocată în arcurile folosite.

Motorul este un dispozitiv de acționare electric cu un consum de energie redus la minimum, figura 6.13 a și b [47].

Fig. 6.13 a și b – Motorul Maxon EC45 flat al protezei pentru gleznă [47]

Motorul electric convertește puterea electrică Pel (curent Imot și tensiune Umot) în puterea mecanică Pmech (viteza n și cuplul M).

Pierderea care apar sunt împărțite în pierderi de fricțiune, atribuibile lui Pmech și în Joule pierderile de putere PJ ale înfășurării (rezistența R).

Notând Me masa efectivă, Fe forța motoarelor și be amortizarea, sunt definite [45] după cum urmează:

(6.1)

(6.2)

(6.3)

Motorul este modelat ca o sursă de moment Tm cu o inerție internă rotativă Im, acționând cele două arcuri ks printr-o transmisie R.

Variabilele de stare x și Өm măsoară deplasările liniare și rotative ale motorului, respectiv, unde:

(6.4)

Echilibrul puterii este formulat ca:

(6.5)

sau înlocuind:

(6.6)

În Tabelele 6.1 – 6.4 sunt prezentate caracteristici ale motorului Maxon EC 45 [47].

Tabelul 6.1

Putere

Tabelul 6.2

Torsiune

Tabelul 6.3

Momentul inerției

Tabelul 6.4

Masa / Forța

În figura 6.14 este prezentat graficul Viteză/Torsiune realizat pe baza caracteristicilor motorului [47].

Fig. 6.14. Graficul Viteză/Torsiune [47]

6.2.1. Curba de eficiență

Eficiența η descrie relația de putere mecanică livrată la energia electrică consumată [47]:

(6.7)

Se poate observa că, la o tensiune constantă U aplicată și datorită proporționalității de cuplu și de curent, eficiența crește odată cu creșterea vitezei (cuplu descrescător). La cuplurile mici, pierderile de frecare devin din ce în ce mai mari, semnificația și eficiența se apropie rapid de zero. Eficacitate maximă, linia 9 din datele motorului, se calculează utilizând curentul de pornire și curentul de sarcină și este dependentă de tensiune [47].

(6.8)

6.2.2. Constante motor

Constanta vitezei kn și momentul constant kM nu sunt independente una de cealaltă.

Se aplică formula următoare [47]:

(6.9)

6.2.3. Calcularea datelor de încărcare

Cuplul necesar pentru accelerație și reducerea vitezei se calculează după cum urmează (inerția motorului și a capului de antrenare este omisă) [47]:

(6.10)

Momentul de cuplu maxim are loc în timpul accelerării.

În figura 6.11, pe baza datelor de intrare, se urmărește funcționarea motorului.

Fig. 6.13. Urmărirea funcționării motorului

S-a calculat momentul de cuplu maxim [47]:

(6.11)

Puterea mecanică de vârf este [47]:

(6.12)

6.2.4. Câmpurile de toleranță

Toleranțele trebuie luate în considerare în intervale critice, figura 6.15 [47]:

Fig. 6.15. Câmpurile de toleranță [47]

În figura 6.16 este prezentată montarea motorului Maxon EC 45.

Fig. 6.16. Montarea motorului Maxon EC 45

6.2.5. Controlul motorului

Motorul are trei senzori Hall, care sunt amplasate la 120° unul față de celălalt și indică poziția rotorului.

Acești trei senzori împart revoluția în șase faze diferente.

Motorul are 3 înfășurări care sunt dispuse astfel încât să se creeze șase faze de conducție, care se suprapun cu fazele senzorilor.

Tensiunile aplicate sunt în formă de bloc, la fel și curenții.

Motorul funcționează la viteze constante în simulări.

Tensiunea poate fi calculată folosind constanta de viteză dată în fișa tehnică a motorului.

S-au remarcat în această fază următoarele aspecte:

– motorul și cuplajul elastic trebuie să fie așezate în linie pe talpa protezei;

– motorul are un diametru de 45 mm, iar așezarea arcurilor lângă motor ar ocupa spațiul disponibil din lățimea protezei. Acest lucru nu ar conduce la un design compact;

– trebuie să permită efectuarea unei mișcări de inversiune și eversiune, care ar aduce comportamentul protezei mai aproape de cel al unei glezne sănătoase;

– mecanismele de blocare trebuie să fie așezate pe arborele filetat.

O prezentare generală a acestui principiu poate fi găsită în figura 6.17 [47].

.

Fig. 6.17. Semnalele senzorului de Hall și tensiunea motorului furnizate pentru un motor DC fără perii.

Imagine adaptată de la Maxons Technology [47]

6.2.6. Schimbarea funcționării motorului

Simularea se face pentru diferite viteze de funcționare a motorului în timpul fazei poziției inițiale.

Vitezele de rotație mai mari asigură o mărire a cuplului.

Acest lucru este posibil întrucât mai multă energie este stocată în arcurile folosite.

6.2.7. Alimentarea motorului Maxon EC 45

Pentru alimentarea motorului a fost folosită o baterie, figura 6.18.

Fig. 6.18. Proteza este concepută astfel încât să imite comportamentul unei glezne sănătoase

Chiar dacă proteza propusă în lucrarea de față se bazează pe un mecanism de control simplu, ea poate fi clasificată ca o proteză inteligentă pentru gleznă, controlată de un singur motor DC încorporat.

Acest lucru este în contrast cu controlerele protetice actuale care sunt extrem de complexe și inteligente prin utilizarea unor reguli sofisticate, care, la rândul lor, le fac mai costisitoare.

6.3. Placă NI PCI-6229 pentru dispozitivul multifuncțional [26]

În figura 6.19 și figura 6.20 sunt prezentate componentele unui sistem DAQ tipic DAQ Hardware [26].

Dispozitivul poate conține până la 80 de canale de intrare analogice (AI), până la patru canale de ieșire analogică (AO), până la 48 de linii de intrare digitală / ieșire (DIO).

Figura 6.19 prezintă un sistem DAQ, care include senzori, traductoare de semnal, cabluri, care conectează diferitele dispozitive, software-ul de programare și PC [26].

a b c d e

Fig. 6.19. Componentele unui sistem DAQ tipic DAQ Hardware senzori și traductoare, care generează un semnal; b-cabluri și accesorii; c- placă NI PCI-6229; d- soft DAQ; e- calculator [26]

Placa NI PCI-6229 pentru sistemul multifuncțional este un analizator de semnal dinamic pentru achiziție de date de la senzori [26].

Fig. 6.20. Placă NI PCI-6229 pentru sistemul multifuncțional [26]

Senzorii pot genera semnale electrice pentru măsurarea fenomenelor fizice, cum ar fi: apăsare, presiune, temperatură.

Dispozitivul multifuncțional de achiziție de date, figura 6.20, are următoarele caracteristici:

– prelevarea de probe simultane: până la 10 MS / s / ch;

– precizie ridicată: până la 625 kS / s, 32 CH, 18-bit;

– 80 dispozitive de canale până la 1,25 MS / s, 16-bit;

– ieșire analogică: până la 1 MS / s, 8 ch, 16-bit [26] .

Fig. 6.21. Componentele comune dispozitivelor M Series [26]

În figura 6.22 și în figura 6.23 este prezentată proteza pentru gleznă fabricată.

Fig. 6.22. Proteza pentru gleznă fabricată

Fig. 6.23. Proteza pentru gleznă este alcătuită din:

motor; 2- cuplaj elastic; 3- lagăr intermediar; 4- lagăr final;

5- arbore filetat; 6- piuliță; 7- talpa protezei

6.4. Senzori

CAPITOL 7. REZULTATE ALE CERCETĂRILOR

EXPERIMENTALE ȘI UNELE CONCLUZII PRIVIND PROIECTAREA ȘI CONSTRUCȚIA PROTEZELOR PENTRU GLEZNĂ

Obiectivul acestei lucrări este de a proiecta și realiza o proteză pentru gleznă în condițiile cinematice ale ciclului de mers uman, de a studia posibilitatea stocării energiei în timpul unei părți a ciclului de mers și de a o elibera când este necesar.

În acest caz, energia este stocată într-un arc și s-a folosit și un motor cu o putere relativ scăzută.

Pentru realizarea acestei proteze pentru gleznă au fost studiate cele mai importante tipuri de proteze pentru gleznă existente pe piață la ora acturală.

Studiul biomecanicii articulației gleznei a servit înțelegerii naturii complexe a mișcărilor care au loc la acest nivel, precum și al încărcărilor la care este supusă această articulație.

Analiza comportamentului cinematic și dinamic al articulației gleznei a permis dezvoltarea unui dispozitiv cu ajutorul căruia să poată fi simulat comportamentul mecanic al unei glezne, în condițiile dinamice ale ciclului de mers.

S-a avut în vedere că, proteza pentru gleznă este personalizată, ea trebuind să devină o parte integrată a corpului și prin urmare sa fie acceptată de către pacient.

Întrucât glezna are atât un rol static cât și dinamic, ea este pârghia terminală a locomoției, asigura concomitent stabilitatea și mobilitatea, echilibrul și oscilările, accelerarea și decelerarea.

Piciorul uman este adaptat la stațiunea bipedă, el are atât funcția de a susține întreaga greutate a corpului cât și de a permite derularea dinamică a pasului în timpul mersului.

Una dintre funcțiile de bază ale gleznei este de a mării numărul gradelor de mișcare ale omului.

Ea trebuie să absoarbă șocul produs de greutate în timpul pasului și să ofere mișcării cursivitate.

Funcțiunile gleznei presupun rezistență și suplețe.

Proiectarea a fost realizată pornind de la caracteristicile unei persoane de 70 kilograme.

Am utilizat date privind ciclul de mers al unei persoane cu capacitate medie pentru ca proteza să aibă un comportament cât mai apropiat de cel al unei glezne sănătoase, iar dispozitivul este proiectat să se potrivească cât mai bine posibil.

Am observat că, persoanele cu amputație de gleznă, care folosesc diferite proteze pentru a se deplasa, tind să meargă mai încet și consumă mai multă energie decât persoanele cu o gleznă sănătoasă.

Studiile efectuate au arătat că, dacă în realizarea unei proteze pentru gleznă am folosi numai componente pasive, nu am putea simula caracteristicile mecanice ale unei glezne sănătoase.

Pentru a furniza energie suplimentară, proteza proiectată este acționată de un motor întrucât este nevoie de mai multă energie în timpul efectuarii unui pas pentru a propulsa corpul înainte.

Pentru a minimiza creșterea dimensiunii și greutății protezei pentru gleznă, s-a realizat un design de proteză pentru gleznă în care majoritatea comportamentelor sunt elemente pasive, iar motorul are o contribuție limitată.

Designul a fost optimizat pentru a fi la fel de ușor și compact, pe cât posibil, capabil să reziste forțelor și momentelor de forță pe care le exercită sistemul de acționare și greutatea corporală.

Aceste forțe statice și dinamice sunt examinate în Analiza tensiunilor.

S-a făcut o simulare pentru a obține o estimare a puterii necesare a motorului și a caracteristicilor celorlalte componente.

Funcționalitatea completă ca în sistemul biologic nu poate fi furnizată din cauza informațiilor senzoriale care lipsesc și sursei de alimentare.

Inovații în servomotor, baterie și tehnologia micro-electronică fac posibilă îmbunătățirea aspectului unei proteze.

O primă inovație a fost introdusă cu dispozitive semi-active, care utilizează amortizoare controlate de microprocesor pentru a modula comportamentul comun protetice similar funcției musculare izometrice sau excentric.

Un alt pas este de a alimenta articulațiilor pentru a imita funcții musculare concentrice.

Combinate cu mecanisme de control ingenioase acest lucru ar putea oferi orice sarcină posibilă de mișcare.

Aproape toate protezele transtibiale care sunt disponibile pe piață sunt dispozitive pur pasive.

Ele stochează energia într-un element elastic la începutul unui pas și o eliberează la sfârșitul pasului în scopul de a împinge corpul înainte.

Problema principală cu aceste proteze este că, numai energia care a fost stocată în elementul elastic este utilizat pentru înaintare, spre deosebire de gleznele sănătoase unde mușchii furnizează un plus de energie.

Până în anul 1980 s-au proiectat picioare protetice care realizau numai mersului pe jos pentru a permite persoanei să-și îndeplinească sarcinile de bază.

Protezele și materialele utilizate au evoluat până la așa-numitele picioare convenționale, care sunt încă foarte folosite, dar trebuie ținut cont și de greutatea protezei și mai ales de confortul persoanei care o folosește.

În dorința ca amputații să mergă mai natural, pentru a reduce efortul în timpul mersului și chiar în unele cazuri practicarea sportului, picioare protetice s-au îmbunătățit în mod semnificativ în timp.

Designul a fost optimizat pentru a fi la fel de ușor și compact, pe cât posibil, capabil să reziste forțelor și momentelor de forță pe care le exercită sistemul de acționare și greutatea corporală.

Articulația gleznei este o articulație deosebit de importantă prin rolul pe care îl are în executarea mișcărilor membrului inferior.

Datorită comportamentului biomecanic al acestei articulații, orice afecțiune apărută la nivelul ei, dar și la nivelul piciorului, poate avea consecințe majore asupra stabilității și abilității membrului inferior, și deci asupra întregului corp.

Au fost determinate mărimile caracteristice ale sistemului gleznă – picior, cu importanță în conceperea dispozitivelor de protezare.

Proteza pentru gleznă a fost concepută astfel încât să imite comportamentul unei glezne sănătoase.

Picioare protetice trebuie să reducă efortul amputatului și să crească viteza de mers pe jos, comparativ cu mersul pe jos cu picioarele protetice convenționale.

Articulațiile protezei pentru gleznă trebuie să se adapteze la situațiile în care intervenția chirurgicală este necesară pentru a restabili funcționalitatea complexul picior și glezna cu ajutorul unei proteze.

Obiectivul realizării acestei proteze pentru gleznă este restabilirea stabilității gleznei fără a compromite funcția de mișcare și fără complicații.

Cu toate acestea, există încă o mare discrepanță în comparație cu mersul unei persoane fără handicap, iar mersul pe jos este obositor.

O analiză pertinentă a biomecanicii membrului rezidual și a protezării membrului rezidual inferior este descrisă în [15].

Termenii de analiză a mișcării și analiză a poziției se referă la o colecție de instrumente hardware și software, care colectează, procesează și analizează parametrii cinematici și dinamici ai procesului locomotor [15].

Corpurile libere pot fi considerate sisteme aflate într-un echilibru dinamic, unde toate forțele care acționează asupra corpului sunt egale în desfășurarea acțiunii și în opoziție cu reacțiunile datorate forțelor inerțiale (Principiul lui D’Alembert, Legea a doua a lui Newton – F=m∙a, care include factori, cum ar fi vectorii de inerție).

Fiecare componentă din acest sistem poate fi înlocuită ușor sau pot fi atașate și alte componente fără a schimba esențial proiectarea întregii proteze.

În acest fel, proteza poate fi mai ușor adaptabilă profilului și cerințelor pacientului, deschizând calea spre protezele adaptive, cu un preț de cost acceptabil, în cele mai multe cazuri.

Cunoașterea comportamentului biomecanic al ansamblului bont-manșon și a elementelor de atașare conduc la îmbunătățirea funcțiilor pe care le îndeplinește proteza.

Problemele frecvente apărute la nivelul contactului bont-manșon sau bont cupă sunt apariție de plăgi, transpirație, deprecierea funcției de protecție și imunitate a pielii, sau rupturi microscopice la nivelul fibrelor musculare, toate însoțite de durere.

Principala problemă din modelare și simulare în ceea ce privește protezarea, în general, și cea de gleznă, în particular, este gradul de aproximare al geometriei bontului.

Problemele frecvente apărute la nivelul contactului bont-manșon sau bont cupă sunt apariție de plăgi, transpirație, deprecierea funcției de protecție și imunitate a pielii, sau rupturi microscopice la nivelul fibrelor musculare, toate însoțite de durere.

Problemele care apar pot fi evidențiate și cuantificate obiectiv dar și subiectiv, prin utilizarea de scale de masură pe bază de chestionar care să reflecte nivelul calitativ al acestor probleme.

Cupa este principala componentă a protezei și este implicată în cuplare structurală, control și transmitere a forțelor și presiunilor de pe interfața sa interioară către restantul funcțional.

Cupa și confortul pe care aceasta îl oferă afectează în mod direct proteza și subiectul care poartă această proteză.

O proteză optimală, foarte bună, trebuie să satisfacă anumite cerințe:

– un contact cât mai bun cu suprafața bontului;

– un separeu la nivelul inferior pentru a avea o pernă de aer între partea inferioară a restantului și cupă;

– o limitare severă a circulației aerului la interfața cupă-piele;

– o permeabilitate ridicată a materialului din care sunt construiți pereții cupei (pentru păstrarea unei temperaturi adecvate și reducerea fenomenului de transpirație și cele conexe datorate încălzirii), etc.

Mediul termic din interiorul cupei afectează calitatea vieții pacientului și folosirea protezei, confortul și satisfacția acestuia și în anumite situații poate expune persoanele în cauză la iritații și afecțiuni ale pielii care dacă nu sunt rezolvate pot produce răni sau uzuri tegumentare.

Problematica optimizării confortului pacientului nu este pe deplin rezolvată, nu au fost abordate soluții globale nici măcar la nivel de idee care să în considerare toți factorii obiectivi și subiectivi, kinetoterapeutici și de reabilitare.

Partea tribologică este rar abordată, și deși se recunoaște interconectarea cu fenomenele de presiune, forțe și momente.

Nu sunt după cunoștința autorului decât extrem de puține abordări, care încearcă o abordare complexă de analiză a interacțiunii a mai multor fenomene la nivelul membrului protezat.

Protezele continuă să ofere noi oportunități pentru a îmbunătăți stilul de viață al persoanelor cu amputări.

Predicția și simularea eșecului au o importanță crescândă, deoarece proiectarea împotriva rezistenței extreme și a oboselii ar trebui să fie prevăzută mai precis, deoarece testarea este costisitoare.

Includerea mai multor simulări scurtează timpul de proiectare, care adesea este un parametru important.

O predicție mai precisă a rezistenței maxime și a rezistenței la oboseală poate duce, de asemenea, la mai multe modele optimizate.

Aceste criterii pot previziona adesea momentul în care riscul de rupere al protezei pentru gleznă începe să crească, iar următoarea simulare va prezice dacă fisurile s-au dezvoltat într-un mod necontrolat.

În acest caz, rezistența maximă este atinsă, dar adesea există o rezistență reziduală mare.

Când componentele sunt în stare de funcționare sunt supuse multor sarcini fizice care induc frecare, fisuri, eroziune și fisurare cauzate de stresul indus de încărcare.

Toate acestea contribuie la reducerea duratei de viață a oboselii și / sau scăderea rezistenței la oboseală.

Eșecul protezei pentru gleznă poate fi atribuit solicitărilor de întindere existente care sunt deseori generate în timpul fabricării sau încărcării solicitărilor generate în condiții grele de funcționare.

Analiza elementelor finite este cea mai bună metodă pentru optimizarea noilor modele, verificarea stării sistemelor existente, evaluarea noilor concepte, evaluarea performanțelor și predicția defecțiunilor.

Articulația gleznei este o articulație deosebit de importantă prin rolul pe care îl are în executarea mișcărilor membrului inferior.

Datorită comportamentului biomecanic al acestei articulații, orice afecțiune apărută la nivelul ei, dar și la nivelul piciorului, poate avea consecințe majore asupra stabilității și obilității membrului inferior, și deci asupra întregului corp.

În lucrare au fost determinate mărimile caracteristice ale sistemului gleznă – picior, cu importanță în conceperea dispozitivelor de protezare.

Scopul acestei lucrări a fost de a investiga posibilitatea stocării energiei într-o fază a ciclului de mers și de a elibera acestă energie atunci când este necesar pentru a produce efectuarea unui nou pas.

În timpul fazei de sprijin a piciorului, proteza proiectată stochează energie și apoi o eliberează cu ajutorul unui element elastic, realizând un impuls pentru efectuarea unui nou pas, după care se revine la poziția neutră.

Proteza trebuie să fie simulată și concepută astfel încât să imite comportamentul unei glezne sănătoase.

Această energie trebuie să fie depozitată într-un arc sau mai multe arcuri, de către un motor mic în timpul unui ciclu de mers.

Picioare protetice trebuie să reducă efortul amputatului și să crească viteza de mers pe jos, comparativ cu mersul pe jos cu picioarele protetice convenționale.

Articulațiile piciorului și gleznei trebuie să se adapteze la situațiile în care intervenția chirurgicală este necesară pentru a restabili funcționalitatea complexul picior și glezna cu ajutorul unei proteze.

Cu toate acestea, există încă o mare discrepanță în comparație cu mersul unei persoane fără handicap, iar mersul pe jos este obositor.

Obiectivul este restabilirea stabilității gleznei fără a compromite funcția de mișcare și fără complicații.

Din rezultatele prezentate în figura 7.1 rezultă că, proteza pentru gleznă nu se va fisura în urma tensiunilor rezultate în aplicația practică, acestea fiind sub sarcina de proiectare.

Stresul, precum și deplasările sunt atât de mici încât nu vor provoca ruperea protezei pentru gleznă.

Există un factor înalt de siguranță în toate componentele, cu excepția părții superioare a piciorului protezei pentru gleznă.

Prin urmare, dacă se întâlnesc sarcini mari, neașteptate, scenariul cel mai defavorabil este ruperea cupei protezei pentru gleznă [8].

În figura 7.1 se prezintă acțiunea unei concentrații de tensiune.

Toate valorile maxime de tensiune sunt identificate ca fiind situate pe această secțiune a protezei pentru gleznă.

Fig. 7.1. Proteza pentru gleznă supusă concentrației de tensiune

Se observă componentele care sunt supuse stresului excesiv și astfel vedem care componente sunt cel mai probabil să se defecteze datorită solicitărilor sub acțiunea forțelor aplicate.

Cea mai obișnuită cauză a apariției fisurilor în componentele protezei pentru gleznă este stresul indus în componente datorită forțelor aplicate.

Pierderea unui membru este o invaliditate majoră.

Din păcate, tehnologia protetică de astăzi nu a realizat înlocuiri artificial ai membrelor pe deplin funcționale.

Modelarea și simularea biomecanicii proceselor ce au implicare în ortopedie reprezintă un domeniu de cert interes în cercetarea medicală actuală.

În aceasta lucrare au fost determinate mărimile caracteristice ale sistemului gleznă – picior, cu importanță în conceperea dispozitivelor de protezare.

Scopul acestei lucrări a fost realizarea unei proteze pentru gleznă din titan și de a investiga posibilitatea stocării energiei într-o fază a ciclului de mers apoi de a elibera această energie atunci când este necesar pentru a produce efectuarea unui nou pas.

Picioare protetice trebuie să reducă efortul amputatului și să crească viteza de mers pe jos, comparativ cu mersul pe jos cu picioarele protetice convenționale.

Articulațiile piciorului și gleznei trebuie să se adapteze la situațiile în care intervenția chirurgicală este necesară pentru a restabili funcționalitatea complexul picior și glezna cu ajutorul unei proteze.

Cu toate acestea, există încă o mare discrepanță în comparație cu mersul unei persoane fără handicap, iar mersul pe jos este obositor.

Obiectivul acestui proiect este restabilirea stabilității gleznei fără a compromite funcția de mișcare și fără complicații.

Analiza comportamentului cinematic și dinamic al articulației gleznei a permis dezvoltarea unui dispozitiv cu ajutorul căruia să poată fi simulat comportamentul mecanic al unei glezne, în condițiile dinamice ale ciclului de mers.

Articulația gleznei este o articulație deosebit de importantă prin rolul pe care îl are în executarea mișcărilor membrului inferior.

Datorită comportamentului biomecanic al acestei articulații, orice afecțiune apărută la nivelul ei, dar și la nivelul piciorului, poate avea consecințe majore asupra stabilității și obilității membrului inferior, și deci asupra întregului corp.

În lucrare au fost determinate mărimile caracteristice ale sistemului gleznă – picior, cu importanță în conceperea dispozitivelor de protezare.

Scopul acestei lucrări a fost de a investiga posibilitatea stocării energiei într-o fază a ciclului de mers și de a elibera acestă energie atunci când este necesar pentru a produce efectuarea unui nou pas.

În timpul fazei de sprijin a piciorului, proteza proiectată stochează energie și apoi o eliberează cu ajutorul unui element elastic, realizând un impuls pentru efectuarea unui nou pas, după care se revine la poziția neutră.

Proteza trebuie să fie simulată și concepută astfel încât să imite comportamentul unei glezne sănătoase.

Această energie trebuie să fie depozitată într-un arc sau mai multe arcuri, de către un motor mic în timpul unui ciclului de mers.

Picioare protetice trebuie să reducă efortul amputatului și să crească viteza de mers pe jos, comparativ cu mersul pe jos cu picioarele protetice convenționale.

Articulațiile piciorului și gleznei trebuie să se adapteze la situațiile în care intervenția chirurgicală este necesară pentru a restabili funcționalitatea complexul picior și glezna cu ajutorul unei proteze.

Cu toate acestea, există încă o mare discrepanță în comparație cu mersul unei persoane fără handicap, iar mersul pe jos este obositor.

Obiectivul este restabilirea stabilității gleznei fără a compromite funcția de mișcare și fără complicații.

CAPITOLUL 8. CONTRIBUȚII PERSONALE

Sistemul mecatronic fabricat, acționând proteza pentru gleznă simulează comportamentul unei glezne sănătoase în condițiile dinamice ale ciclului de mers uman.

Sistemul mecatronic cuprinde combinația dintre:

– o componentă de picior;

– o articulație gleznă montată pe componenta piciorului.

Articulația gleznei cuprinzând: un mecanism de articulație, care asigură rezistență la flexia gleznei, în care mecanismul de îmbinare este construit și dispus astfel încât, în timpul mersului, rezistența respectivă este asigurată în principal de arcuri ori de câte ori articulația gleznei este flexată atât în ​​direcțiile dorsială, cât și în direcția de flexie plană.

Ansamblul total de componente reprezintă structura și partea mecanică ce definește funcția fiecărei componente în parte, acestea, împreună alcătuind principiul de funcționare și punere în evidență a soluției tehnice propuse, caracterizată prin aceea că, componenta (1) reprezintă componenta care alcătuiește talpa protezei pentru gleznă, componentele gleznei fiind: (2), (3), (4), (5), (6), (7), iar (8) este cupa protezei pentru gleznă, figura 6.23.

Ansamblul protetic pentru gleznă este cuprinde și de o interfață de racordare la șoc, în care mecanismul de îmbinare menționat include un limitator de flexie care limitează flexia mecanismului de îmbinare la o limită de flexie, permițând conectarea unei componente pentru talpă la diferite unghiuri de înclinare anterioară, posterioară, inclusiv unghiuri care au ca rezultat o înclinare anterioară de cel puțin 5 grade față de verticală sau de maxim 30 grade față de verticală atunci când mecanismul de îmbinare este îndoit la limita de flexie superioară.

Ansamblul protetic pentru gleznă cuprinde o interfață de racordare la șoc, în care mecanismul de îmbinare include un limitator de flexie care limitează flexia mecanismului de îmbinare la o limită de flexie.

Limita de flexie este definită printr-un mecanism de oprire mecanică prin oprirea unei părți a ansamblului asociată cu interactiunea elementului piciorul protezei cu o altă parte a ansamblului asociat cu componenta piciorului.

Mecanismul de îmbinare cuprinde un ansamblu de arcuri, un opritor de capăt și un perete de capăt al tălpii protezei.

Componenta piciorului cuprinde un arc de stocare a energiei orientat pentru a fi deviat când o sarcină de flexie este aplicată porțiunii anterioare a piciorului.

Secțiunea elastică este asociată cu cuplarea componentei piciorului și articulației gleznei și cu cuplarea componentei articulației la articulația gleznei.

Ansamblu protetic pentru gleznă permite ca rezistența la flexie a mecanismului de îmbinare menționată într-o direcție de flexie să fie reglabilă.

Ansamblul protetic pentru gleznă cuprinde:

– talpa ansamblui protetic pentru gleznă;

– o articulație proteică a gleznei formată dintr-un mecanism care asigură rezistență la flexie a gleznei, în care mecanismul este construit și potiționat astfel încât rezistența menționată este furnizată în mod predominant prin mișcarea piciorului ori de câte ori îmbinarea articulației gleznei este îndreptată atât în ​​direcția flexiei dorsale, cât și în direcția flexiei plantare;

– o componentă a gambei definită printr-o axă a protezei pentru gleznă;

– cupa protezei pentru gleznă .

Datorită nevoii de a avea mai multă energie pentru a propulsa corpul înainte, este folosită o componentă activă, motorul.

Limitele acestei proteze pentru gleznă sunt date de mărimea și greutatea crescută a gleznei.

Gradul în care mărimea și greutatea protezei pentru gleznă crește, este determinat în mare măsură de cantitatea de energie furnizată de dispozitivul de acționare pentru a propulsa corpul înainte.

Pentru a minimiza mărimea și greutatea protezei pentru gleznă, design-ul a urmărit ca majoritatea comportamentului dorit să fie obținut folosind elemente pasive și numai o contribuție limitată să necesite motor.

CAPITOLUL 9. PERSPECTIVE DE DEZVOLTARE VIITOARE

O direcție de cercetare foarte importantă este optimizarea performanțelor ansamblului luând în calcul aspectele tribologice pentru o proteză la nivelul amputării.

Această optimizare ar presupune o abordare de tip multiobiectiv întrucât unele obiective sunt concurente.

Crearea unui model matematic mai simplu al dezvoltării leziunilor tegumentului în urma purtării unei proteze și al depunerii prin adăugare care să țină cont și de fenomenul de frecare (aspecte tribologice) și de harta presiunilor, care arată zonele predispuse la risc este un alt obiectiv viitor de cercetare.

Această direcție de cercetare ar produce rezultate apropiate de condițiile de lucru ale protezei.

Interfața proteză-cupă-bont este zona unor posibile apariții de leziuni, răni, uzură prin pierdere de material.

Aceste zone sunt strâns legate de două fenomene importante.

Primul fenomen este frecarea dintre bont și cupă, care depinde de material și textura lui, forma geometrică în raportul cu evoluția bontului în timp și uzura cuplei bont-liner.

Al doilea fenomen este legat de apariția și dezvoltarea unor cicatrici de tipul hyperscar.

Și aceste formațiuni sunt legate de harta de presiuni și evoluția ei dinamică în timpul mișcării ciclice a pacientului dar și de coeficientul de frecare bont-cupa, deci de aspectele tribologice ale fenomenului.

Găsirea unei metodologii adaptate după cele existente, necesare pentru exprimarea și codificarea pe nivele de senzație de confort a pacientului este un aspect încă puțin cercetat și validat în domeniul protezării membrului inferior.

O analiză și un studiu în domeniu ar clarifica și influența acest factor în proiectarea protezei și menținerea unei funcționalități optime în viața pacientului.

Fenomenul este strâns legat de harta de distribuție a presiunilor în timpul ciclurilor de mișcare și valorile acestor presiuni.

Forțele care acționează asupra bontului depind atât de tipul ciclului de mișcare (caracterizat de obicei de două vârfuri de maximum), cât și de partea de corp care se protezează.

Aproximările statistice oferă o soluție de răspuns la un model de predicție și identificare a acestor cicluri.

De asemenea, și nu în ultimul rând, ca un aspect general putem constata că avem de prelucrat, modelat și interpretat foarte multe date statistice O direcție de cercetare foarte importantă este optimizarea performanțelor ansamblului luând în calcul aspectele tribologice pentru o proteză la nivelul amputării.

Această optimizare ar presupune o abordare de tip multiobiectiv întrucât unele obiective sunt concurente.

Crearea unui model matematic mai simplu al dezvoltării leziunilor tegumentului în urma purtării unei proteze și al depunerii prin adăugare care să țină cont și de fenomenul de frecare (aspecte tribologice) și de harta presiunilor, care arată zonele predispuse la risc este un alt obiectiv viitor de cercetare.

Această direcție de cercetare ar produce rezultate apropiate de condițiile de lucru ale protezei.

Interfața proteză-cupă-bont este zona unor posibile apariții de leziuni, răni, uzură prin pierdere de material.

Aceste zone sunt strâns legate de două fenomene importante.

Primul fenomen este frecarea dintre bont și cupă, care depinde de material și textura lui, forma geometrică în raportul cu evoluția bontului în timp și uzura cuplei bont-liner.

Al doilea fenomen este legat de apariția și dezvoltarea unor cicatrici de tipul hyperscar.

Și aceste formațiuni sunt legate de harta de presiuni și evoluția ei dinamică în timpul mișcării ciclice a pacientului dar și de coeficientul de frecare bont-cupa, deci de aspectele tribologice ale fenomenului.

Găsirea unei metodologii adaptate după cele existente, necesare pentru exprimarea și codificarea pe nivele de senzație de confort a pacientului este un aspect încă puțin cercetat și validat în domeniul protezării membrului inferior.

O analiză și un studiu în domeniu ar clarifica și influența acest factor în proiectarea protezei și menținerea unei funcționalități optime în viața pacientului.

Fenomenul este strâns legat de harta de distribuție a presiunilor în timpul ciclurilor de mișcare și valorile acestor presiuni.

Forțele care acționează asupra bontului depind atât de tipul ciclului de mișcare (caracterizat de obicei de două vârfuri de maximum), cât și de partea de corp care se protezează.

Aproximările statistice oferă o soluție de răspuns la un model de predicție și identificare a acestor cicluri.

De asemenea putem constata că avem de prelucrat, modelat și interpretat foarte multe date statistice și poate să fie una dintre cercetările importante, care descriu o continuitate a cercetărilor din această lucrare și poate să fie una dintre cercetările importante, care descriu o continuitate a cercetărilor din această lucrare.

BIBLIOGRAFIE

[1] A. E. Yousif, A.A. Sadiq, The Design, Development and Construction of an Adjustable Lower Extremity, IOSR Journal of Engineering (IOSRJEN) 2 (10), 30-42, 2012.

[2] A. P. Arya, A. Lees, H. C. Nerula, and L. Klenerman, A biomechanical comparison of the sach, seattle and jaipur feet using ground reaction forces. Prosthetics and Orthotics International, 19(1):3745, 1995.

[3] A. Tehrani and M. Vermeire, Design of a below-knee prosthesis powered by electric drives. Master's thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2008.

[4] Akula M, Gella S, Shaw CJ, McShane P, Mohsen A.M., A meta-analysis of amputation versus limb salvage in mangled lower limb injuries-the patient perspective. Injury. 2011 Nov;42(11):1194-7.

[5] Anderson, D.D., Goldsworthy, J.K., Li, W., James Rudert, M., Tochigi, Y., and Brown, T.D., Physical validation of a patientspecific contact finite element model of the ankle. J Biomech, 40(8): p. 1662-9, 2007

[6] B. Brackx, Reverse engineering and redesign of a passive below-knee prosthesis prototype. Master's thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2010.

[7] B. Hannaford G. K. Klute, J. M. Czerniecki,. Muscle-like pneumatic actuators for below-knee prostheses. In Actuator 2000: 7th International Conference on New Actuators , 2000.

[8] B. J. Hafner, J. E. Sanders, J. M. Czerniecki, and J. Fergason, Transtibial energy-storage-and-return prosthetic devices: a review of energy concepts and a proposed nomenclature. Journal Of Rehabilitation Research And Development , 39:111, 2002.

[9] Baum B.S., Schnall B.L., Tis J.E., Lipton J.S., Correlation of residual limb length and gait parameters in amputees. Injury. Jul 2008;39(7):728-33.

[10] Berian, S., Mătieș, V., Aspecte privind rolul informației în organizarea și autoorganizarea sistemelor mecatronice complexe, Lucrările Conferinței Naționale de Educație Tehnologică și Tehnologii Educaționale, Cluj-Napoca, pag. 549-561, 2009.

[11] Bolton-Maggs B.G., Sudlow R.A., Freeman M.A., Total ankle arthroplasty. A long-term review of the London Hospital experience. J Bone Joint Surg Br. 1985 Nov;67(5):785–790.

[12] Brunner S., Barg A., Knupp M, Zwicky L, Kapron A.L., Valderrabano V., Hintermann B., The Scandinavian total ankle replacement: long-term, eleven to fifteen-year, survivorship analysis of the prosthesis in seventytwo consecutive patients. J Bone Joint Surg Am. 2013 Apr 17;95(8):711-8. doi: 10.2106/JBJS.K.01580.

[13] Buechel, F.F., Sr., Buechel, F.F., Jr., and Pappas, M.J., Ten-year evaluation of cementless Buechel-Pappas meniscal bearing total anklereplacement. Foot Ankle Int, 2003. 24(6): p. 462-72.

[14] Buechel, F.F., Sr., Buechel, F.F., Jr., and Pappas, M.J., Twenty-year evaluation of cementless mobile-bearing total ankle replacements. Clin Orthop Relat Res, 2004(424): p. 19-26.

[15] Calderale, P.M., Garro, A., Barbiero, R., Fasolio, G., and Pipino, F., Biomechanical design of the total ankle prosthesis. Eng Med, 1983. 12(2): p. 69-80.

[16] Calhoun, J.H., Li, F., Ledbetter, B.R., and Viegas, S.F., A comprehensive study of pressure distribution in the ankle joint with inversion and eversion. Foot Ankle Int, 1994. 15(3): p. 125-133.

[17] Cretual A, Bervet K, Ballaz L. Gillette Gait Index in adults. Gait Posture. 2010 Jul;32(3):307-10.

[18] D. A. Winter, Biomechanics and Motor Control of Human Gait: Normal, Elderly and Pathological. Waterloo Biomechanics, 2 edition, December 1991.

[19] D.R. Collman, M.H. Kaas, J.M. Schuberth, Arthroscopic ankle arthrodesis: factors in- fluencing union in 39 consecutive patients. Foot Ankle Int 2006;27:1079–85.

[20] DeHeer, D.C. and Hillberry, B.M., The Effect of Thickness and Nonlinear Material Behaviour on Contact Stresses in Polyethylene Tibial Components, in In 38th Annual Meeting of the ORS. 1992. p. 327.

[21] E. Zamora, Anatomia omului. Aparatul locomotor, artrologie și biomecanică, Editura Risoprint, Cluj-Napoca, 41-67, 2006.

[22] Easley M.E., Vertullo C.J., Urban W.C., Nunley J.A. (2002), Total ankle arthroplasty. J Am Acad Orthop Surg, 10, 157–167.

[23] Eskelinen, E., Lepantalo, M., Hietala, E. M., et al., Lower limb amputations in Southern Finland in 2000 and trends up to 2001. Eur J Vasc Endovasc Surg 2004 27(2): 193-200.

[24] F. Sup, A. Bohara, and M. Goldfarb, Design and control of a powered knee and ankle prosthesis, IEEE International Conference on Robotics and Automation, 2007.

[25] Feldman, M.H. and Rockwood, J., Total ankle arthroplasty: a review of 11 current ankle implants. Clin Podiatr Med Surg, 2004.21(3): p. 393-406, vii.

[26] Fernandes, P., Rodrigues, H., and Jacobs, C., A Model of Bone Adaptation Using a Global Optimisation Criterion Based on the Trajectorial Theory of Wolff. Comput Methods Biomech Biomed Engin, 1999. 2(2): p. 125-138.

[27] Fernandes, P.R., Guedes, J.M., and Rodrigues, H., Topology Optimization of 3D Linear Elastic Structures. Computers & Structures, 1999. 73: p. 583-594.

[28] Fernie G.R., Holliday P.J., Postural sway in amputees and normal subjects. J Bone Joint Surg Am 1978, 60:895-8.

[29] Fortington L.V., Rommers G.M., Geertzen J.H., Postema K, Dijkstra P.U., Mobility in elderly people with a lower limb amputation: a systematic review. J Am Med Dir Assoc. 2012 May;13(4):319-25.

[30] G. A. Pratt and M. M. Williamson, Series elastic actuators, Proceedings of the IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems, p. 399–406, 1995.

[31] G. A. Pratt, Daniel E., Force Feedback Control Of Manipulator, Fine Motions, J. Dyn, and Syst Measurement Contr. Series elastic actuators. 1995.

[32] G. van Oort, R. Carloni, D. J. Borgerink, and S. Stramigioli, An energy ecient knee locking mechanism for a dynamically walking robot. In IEEE International Conference on Robotics and Automation, ICRA 2011, USA, May 2011. IEEE Robotics and Automation Society.

[33] Giannini S, Leardini T, O’Connor JJ (2000), Total ankle replacement: review of the designs and of the current status. Foot Ankle Surg, 6, 77–88.

[34] Gill, L.H., Challenges in total ankle arthroplasty. Foot Ankle Int, 2004. 25(4): p. 195-207.

[35] Gougoulias NE, Aggathangelidis F, Parsons SW (2007), Arthroscopic ankle arthrodesis. Foot Ankle Int, 28, 695–706.

[36] Guedes, J.M. and Kikuchi, N., Preprocessing and postprocessing for materials based on the homogenization method with adaptive finite element methods. Computer methods in applied mechanics and engineering (Elsevier Science Publishers) 1990. 83: p. 143-198.

[37] Guyer A.J., Richardson E.G. (2008), Current concepts review: total ankle arthroplasty. Foot Ankle Int, 29, 256 –264.

[38] Guzman R.J., Brinkley D.M., Schumacher P.M., Donahue R.M., Beavers H, Qin X, Tibial artery calcification as a marker of amputation risk in patients with peripheral arterial disease. J Am Coll Cardiol. 2008 May 20;51(20):1967-74.

[39] Hansen, A. H., Childress, D. S., and Knox, E. H. (2000), Prosthetic foot roll-over shapes with implications for alignment of trans-tibial prostheses. Prosthetics and Orthotics International, 24(3):205–15.

[40] Hansen, A. H., Childress, D. S., Miff, S. C., Gard, S. A., and Mesplay, K. P. (2004), The human ankle during walking: implications for design of biomimetic ankle prostheses. Journal of Biomechanics, 37(10):1467–74.

[41] Hintermann B, Zwicky L, et al, Hintegra revision arthroplasty for failed total ankle prostheses. J Bone Joint Surg AM: 2013; 166-74.

[42] Hintermann, B., Chapter 5 – History of Total Ankle Arthroplasty, in Total Ankle Arthroplasty – Historical overview, current concepts and future perspectives. 2005, SpringerWienNewYork.

[43] Hintermann, B., Endoprothetik des Sprunggelenks, Historischer Uberblick, aktuelle Therapiekonzepte und Entwicklungen. 2005: Wien New York, Springer Verlag.

[44] J. C. H. Goh, S. E. Solomonidis, W. D. Spence, and J. P. Paul, Biomechanical evaluation of sach and uniaxial feet. Prosthetics and Orthotics International , 8(3):147154, 1984.

[45] J. De Witte, Mechatronic design of a soccer robot for the small-size league of robocup. Master's thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2010.

[46] J. Hafner, J. E. Sanders, J. M. Czerniecki, and J. Fergason, Transtibial energy-storage-and-return prosthetic devices: a review of energy concepts and a proposed nomenclature. Journal Of Rehabilitation Research And Development , 39:111, 2002.

[47] J. Hitt, T. Sugar, M. Holgate, R. Bellman, and K. Hollander, Robotic transtibial prosthesis with biomechanical energy regeneration, Industrial Robot: An International Journal, vol. 36, no. 5, p. 441–447, 2009.

[48] J. K. Hitt, R. Bellman, M. Holgate, T. G. Sugar, and K. W. Hollander, The sparky (spring ankle with regenerative kinetics) project: Design and analysis of a robotic transtibial pros-thesis with regenerative kinetics. ASME Conference Proceedings , 2007(4806X):15871596, 2007.

[49] J. Perry, Gait Analysis: Normal and Pathological Function . Delmar Learning, 1st edition, January 1992

[50] J. Pratt, B. Krupp, and C. Morse, Series elastic actuators for high delity force control. International Journal of Industrial Robotics , 29(3):234241, 2002.

[51] J. P. Ward, J. R. King, Mathematical modelling of avascular-tumour growth II: Modelling growth saturation, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine and Biology 16, 171-211, 1999.

[52] J. P. Ward, J. R. King, Mathematical modelling of avascular-tumour growth, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine & Biology, Vol.14, 39-69, 1997.

[53] Jackson MP, Singh D (2003), Total ankle replacement. Curr Orthop, 17, 292–298

[54] Janocha, H. (ed.), 2004, Actuators. Basics and Applications, Springer, New York.

[55] Johansson J.L., Sherrill D.M., Riley P.O., Bonato P., Herr H., A clinical comparison of variable-damping and mechanically passive prosthetic knee devices. Am J Phys Med Rehabil. 2005 Aug;84(8):563-75.

[56] Kempson, G.E., Freeman, M.A., and Tuke, M.A., Engineering considerations in the design of an ankle joint. Biomed Eng, 1975. 10(5): p. 166-71, 80.

[57] Knecht Stephen I, Estin Miriam, Callaghan John J, Zimmerman Miriam B, Alliman Kyle J, Alvine Frank G, Saltzman Charles L., The Agility total ankle arthroplasty. Seven to sixteen-year follow-up. J Bone Joint Surg Am. 2004 Jun;86-A(6):1161–1171.

[58] Kuo, A. D. (2001), Energetics of actively powered locomotion using the simplest walking model. Journal of Biomechanical Engineering, 24(1):113–120.

[59] Lăpușan, P., 2006, Cercetări privind modelarea și simularea sistemelor mecatronice, Lucrare de disertație, Universitatea Tehnică din Cluj-Napoca.

[60] Leardini, A., O'Connor, J.J., Catani, F., and Giannini, S., A geometric model of the human ankle joint. J Biomech, 1999. 32(6): p. 585-91.

[61] Levangie P.K., Norkin C.C., Joint Structure and Function: A Comprehensive Analysis, 4-th Ed F. A. Davis Company 2005.

[62] Lewis, G. and Austin, G.E., A Finite Element Analysis Study of Static Stresses in a Biomaterial Implant. Innovations and Technology in Biology and Medicine, 1994. 15(5): p. 634-644.

[63] M Series User Manual NI 622x, NI 625x, and NI 628x Multifunction I/O Modules and Devices, National Instruments, Iulie 2016, 371022L-01.

[64] M. M. Williamson, Series elastic actuators. NASA STI/Recon Technical Report N , 96:17284 +, January 1995.

[65] M. Whittle, Gait analysis: an introduction. Elsevier, 3 edition, 2002

[66] M.C. Faustini, R.H. Crawford, R.R. Neptune, W.E. Rogers, Design and Analysis of Orthogonally Compliant Features for Local Contact Pressure Relief in Transtibial Prostheses, Journal of Biomechanical Engineering, vol. 127, 946-951, 2005.

[67] M.R. Pitkin, Biomechanics of Lower Limb Prosthetics, Springer Verlag Berlin Heidelberg 2010

[68] Major, M. J., Twiste, M., Kenney, L. P. J., and Howard, D. (2014), The effects of prosthetic ankle stiffness on ankle and knee kinematics, prosthetic limb loading, and net metabolic cost of trans-tibial amputee gait. Clinical biomechanics, 29(1):98–104.

[69] Malcolm, P., Quesada, R. E., Caputo, J. M., and Collins, S. H. (2015), The influence of push-off timing in a robotic ankle-foot prosthesis on the energetics and mechanics of walking. Journal of Neuroengineering and Rehabilitation, 12(21):1–14.

[70] Malone, L. A., Bastian, A. J., and Torres-Oviedo, G. (2012), How does the motor system correct for errors in time and space during locomotor adaptation? Journal of Neurophysiology, 108(2):672–83.

[71] Mayer et al., Adaptation to altered balance conditions in unilateral amputees due to atherosclerosis: a randomized controlled study. BMC Musculoskeletal Disorders 2011 12:118.

[72] Mătieș, V. (ed.), 2009, Platforme mecatronice pentru educație și cercetare, Editura Todesco, Cluj-Napoca.

[73] Mătieș, V., Mândru, D., Mirescu, S.C., Bălan, R., Tătar, O., Rusu, C., 2002, Tehnologie și educație mecatronică, Editura Economică Preuniversitaria, București.

[74] Mătieș, V., Mândru, D., Tătar, O., Mătieș, M., Csibi, V, 2000, Actuatori în mecatronică, Editura Mediamira, Cluj-Napoca.

[75] McIff, T.E., Design factors affecting the contact stress patterns in a contemporary mobile bearing total ankle replacement. In: Proceedings of the Fourth World Congress in Biomechanics, Calgary, 4-9 August, 2002.

[76] McIff, T.E., Horton, G.A., Saltzman, C.L., and Brown, T.D., Finite element modelling of total ankle replacement for constraint and stress analysis. In: Proceedings of the Fourth World Congress in Biomechanics, Calgary, 4-9 August 2002.

[77] Meier M.R., Desrosiers J, Bourassa P, Blaszczyk J., Effect of type II diabetic peripheral neuropathy on gait termination in the elderly. Diabetologia. 2001;44(5):585–92.

[78] Meyers, A. R. and Andresen, E. M., Enabling our instruments: accommodation, universal design, and access to participation in research. Arch Phys Med Rehabil 81 2000 (12 Suppl 2): S5-9.

[79] Michael, J.M., Golshani, A., Gargac, S., and Goswami, T., Biomechanics of the ankle joint and clinical outcomes of total ankle replacement. J Mech Behav Biomed Mater, 2008. 1(4): p. 276-94.

[80] Nadollek H, Brauer S, Isles R., Outcomes after trans-tibial amputation: the relationship between quiet stance ability, strength of hip abductor muscles and gait. Physiother Res Int. 2002;7(4):203-14.

[81] Nelissen R.G., H.H., Doets H.C., Meskers C. (1998), The value of ankle prostheses—a gait analysis approach. In Kofoed H (ed.) Current Status of Ankle Arthroplasty. Berlin: Springer, 72 –77.

[82] O'Neal M.L., Bahner R., Ganey T.M., Ogden J.A., Osseous overgrowth after amputation in adolescents and children. J Pediatr Orthop. 1996 Jan-Feb;16(1):78-84.

[83] Pratt, B. Krupp, and C. Morse, Series elastic actuators for high delity force control. International Journal of Industrial Robotics , 29(3):234241, 2002.

[84] P. Ward, J.R. King, Mathematical modelling of avascular-tumour growth, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine & Biology, Vol.14, 39-69, 1997.

[85] Pappas, M.J. and Buechel, F.F., Biomechanics and design rationale: The Buechel-Pappas ankle replacement system.

[86] Perry. Gait Analysis: Normal and Pathological Function. Delmar Learning, 1st edition, January 1992

[87] Pinzur M.S., Littooy F, Daniels J et al., Multidisciplinary preoperative assessment and late function in dysvascular amputees. Clin Orthop 1992 :281 :239-43.

[88] Pinzur M.S., Gait analysis in peripheral vascular insufficiency through-knee amputation. J Rehabil Res Dev. 1993;30(4):388-92.

[89] Piriou P, Culpan P, Mullins M (2008), Ankle replacement versus arthrodesis: a comparative gait analysis study. Foot Ankle Int, 29, 3–9.

[90] Pratt, B. Krupp, and C. Morse, Series elastic actuators for high delity force control. International Journal of Industrial Robotics , 29(3):234241, 2002.

[91] Pratt, J. E., Krupp, B., and Morse, C. (2002), Series elastic actuators for high fidelity force control. Industrial Robot: An International Journal, 29(3):234–41.

[92] Pyevich, M.T., Saltzman, C.L., Callaghan, J.J., and Alvine, F.G., Total ankle arthroplasty: a unique design – Two to twelve-year follow-up. Journal of Bone and Joint Surgery-American Volume, 1998. 80A(10): p. 1410-1420.

[93] R. Bellman, M. Holgate, and T. Sugar, Sparky 3: Design of an active robotic ankle pros-thesis with two actuated degrees of freedom using regenerative kinetics. In Proceedings of the 2nd Biennial IEEE/RAS-EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics., 2008.

[94] R. Versluys, A. Desomer, G. Lenaerts, O. Pareit, B. Vanderborght, G. V. der Perre, L. Peeraer, and D. Lefeber, A biomechatronical transtibial prosthesis powered by pleated pneumatic artificial muscles, International Journal of Modelling, Identification and Control, vol. 4, no. 4, p. 1–12, 2008

[95] R. Versluys, Study and Development of Articulated Ankle Prostheses with Adaptable Com-pliance and Push-o Properties . PhD thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2009

[96] R. Versluys, Study and Development of Articulated Ankle Prostheses with Adaptable Com-pliance and Push-o Properties . PhD thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2009

[97] Rahm S, Kalmmer G, et al, Inferior results of salvage arthrodesis after failed total ankle replacement compared to primary arthrodesis. Foot Ankle Int, 2015: 349-259.

[98] Raya M.A., Gailey R.S., Fiebert I.M., Roach K.E.., Impairment variables predicting activity limitation in individuals with lower limb amputation. Prosthet Orthot Int. 2010 Mar;34(1):73-84.

[99] Refaat, Y., Gunnoe, J., Hornicek, F. J. and Mankin, H. J., Comparison of quality of life after amputation or limb salvage. Clin Orthop 2002 (397): 298-305.

[100] Relvas, C., Fonseca, J., Amado, P., Castro, P., Ramos, A., Completo, A., and Simões, J., Desenvolvimento de uma prótese do tornozelo: desafio projectual, in 4ș Congresso Nacional de Biomecânica. 2001: Coimbra.

[101] Roy, A., Krebs, H. I., Williams, D. J., Bever, C. T., Forrester, L. W., Macko, R. M., and Hogan, N. (2009), Robot-aided neurorehabilitation: a novel robot for ankle rehabilitation. IEEE Transactions on Robotics, 25(3):569–82.

[102] Elizabeth Russell Esposito, Kelly A. Schmidtbauer and Jason M. Wilken, Experimental comparisons of passive and powered ankle-foot orthoses in individuals with limb reconstruction. Journal of NeuroEngineering and Rehabilitation 2018.

[103] S. Au, M. Berniker, and H. Herr, Powered ankle-foot prosthesis to assist level-ground and stair-descent gaits. Neural Networks, 21(4):654 666, 2008. Robotics and Neuroscience.

[104] S. H. Collins and A. D. Kuo, Recycling energy to restore impaired ankle function during human walking. PLoS ONE, 5(2):e9307, 02 2010

[105] S. K. Au, H. Herr, J. Weber, and E. C. Martinez-Villalpando, Powered ankle-foot prosthesis for the improvement of amputee ambulation. Conference Proceedings of the International Conference of IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2007:30203026, 2007.

[106] Sagawa Y Jr, Turcot K, Armand S, Thevenon A, Vuillerme N, Watelain E., Biomechanics and physiological parameters during gait in lower-limb amputees: a systematic review. Gait Posture. 2011 Apr;33(4):511-26.

[107] Sammarco, G.J. and Hockenbury, R.T., Chapter 9 – Biomechanics of the Foot and Ankle, in Basic Biomechanics of the Musculoskeletal System. Lippincott Williams & Wilkins.

[108] Samuel K. Au, Jeff Weber, and Hugh Herr, Member, IEEE- Powered Ankle–Foot Prosthesis Improves Walking Metabolic Economy, 06 January 2009, Published in: IEEE Transactions on Robotics (Volume: 25 , Issue: 1 , Feb. 2009), Page(s): 51 – 66.

[109] Sawicki, G. S. and Ferris, D. P. (2008), Mechanics and energetics of level walking with powered ankle exoskeletons. The Journal of Experimental Biology, 211(9):1402–13.

[110] Sawicki, G. S. and Ferris, D. P. (2009), Powered ankle exoskeletons reveal the metabolic cost of plantar flexor mechanical work during walking with longer steps at constant step frequency. The Journal of Experimental Biology, 212(1):21–31.

[111] Srinivasan, M. and Ruina, A. L. (2006), Computer optimization of a minimal biped model discovers walking and running. Nature, 439:72–5.

[112] Steck, J.K. and Anderson, J.B., Total ankle arthroplasty: indications and avoiding complications. Clin Podiatr Med Surg, 2009. 26(2): p. 303-24.

[113] Stephens, B. J. and Atkeson, C. G. (2010), Dynamic balance force control for compliant humanoid robots. Proceedings of IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems, pages 1248–55.

[114] Srinivasan, M. and Ruina, A. L. (2006), Computer optimization of a minimal biped model discovers walking and running. Nature, 439:72–5.

[115] Sup, F., Bohara, A., and Goldfarb, M. (2008), Design and control of a powered transfemoral prosthesis. The International Journal of Robotics Research, 27(2):263–73.

[116] Ștefan-Cătălin Popescu, Analiza mecanică a protezei pentru gleznă Scandinavia, International Journal of Mecatronics and Applied Mechanics, 2018, Issue 4, page 27.

[117] Ștefan-Cătălin Popescu, Gheorghe I. Gheorghe and Octavian Donțu, Research on Implementation Orthopedic Prostheses Ankle by the Process Rapid Prototyping, Springer International Publishing AG 2018 G.I. Gheorghe (ed.), Proceedings of the International Conference of. Mechatronics and Cyber-MixMechatronics – 7-8 septembrie 2017, page 88, Lecture Notes in Networks and Systems 20, DOI 10.1007/978-3-319-63091-5_11.

[118] Ștefan-Cătălin Popescu, Gheorghe I. Gheorghe, and Octavian Donțu, and Besnea Daniel, Some Problems Biocompatible Materials Used for Making Endoprostheses Ankle, Springer International Publishing AG 2018 G.I. Gheorghe (ed.), Proceedings of the International Conference of. Mechatronics and Cyber-MixMechatronics – 7-8 septembrie 2017, page 97, Lecture Notes in Networks and Systems 20, DOI 10.1007/978-3-319-63091-5_12.

[119] Ștefan-Cătălin Popescu, Project design and realization for ankle with moving characteristics, International Journal of Mecatronics and Applied Mechanics, 2018, Issue 4, page 32.

[120] Ștefan-Cătălin Popescu, Researches on projecting and realizing the foot of a glass protection for aluminum aluminum en AW 6082, International Journal of Mecatronics and Applied Mechanics, 2018, Issue 4, page 32.

[121] Brevet Ștefan-Cătălin Popescu, Sistem mecatronic care acționează proteza pentru gleznă simulând comportamentul unei glezne sănătoase în condițiile dinamice ale ciclului de mers uman, Ministerul Educației Naționale UPB, Nr inreg. 12280/28.01.2018.

[122] Tehrani and M. Vermeire, Design of a below-knee prosthesis powered by electric drives. Master's thesis, Vrije Universiteit Brussel, 2008.

[123] Thelen, D. G. and Anderson, F. C. (2006), Using computed muscle control to generate forward dynamic simulations of human walking from experimental data. Journal of Biomechanics, 39(6):1107–15.

[124] Thomas Rhys H, Daniels Timothy R., Ankle arthritis. J Bone Joint Surg Am. 2003 May;85-A(5):923–936.

[125] Torburn, L., Powers, C. M., Guiterrez, R., and Perry, J. (1995), Energy expenditure during ambulation in dysvascular and traumatic below-knee amputees: a comparison of five prosthetic feet. Journal of Rehabilitation Research and Development, 32(2):111–9.

[126] Torburn, L., Powers, C. M., Guiterrez, R., and Perry, J. (1995), Energy expenditure during ambulation in dysvascular and traumatic below-knee amputees: a comparison of five prosthetic feet. Journal of Rehabilitation Research and Development, 32(2):111–9.

[127] V. Ranga, I. Teodorescu, Anatomia si fiziologia omului, Exarcu-editia 1969.

[128] Vanderpool, M. T., Collins, S. H., and Kuo, A. D. (2008), Ankle fixation need not increase the energetic cost of human walking. Gait & Posture, 28(3):427–33.

[129] Vickerstaff, J. A., Miles, A. W., and Cunningham, J. L., A brief history of total ankle replacement and a review of the current status. Med Eng Phys, 2007. 29(10): p. 1056-64.

[130] W. A. R. Thomson and J. D. Comrie, Black's medical dictionary / by William A. R. Thomson. Black, London, 28th ed. edition, 1968.

[131] Waters, R. L. and Mulroy, S. (1999), The energy expenditure of normal and pathologic gait. Gait & Posture, 9(3):207–31.

[132] Whittle, M. W. (1996), Normal gait. In Gait Analysis: An Introduction, pages 48–90.Butterworth-Heinemann, Oxford.

[133] Winter, D. A. (1990), In Biomechanics and Motor Control of Human Movement. John Wiley & Sons, Hoboken, New Jersey, 4th edition.

[134] Winter, D. A. (1991), In The Biomechanics and Motor Control of Human Gait:Normal, Elderly and Pathological. Waterloo Biomechanics, Waterloo, Canada, 2nd edition.

[135] Winter, D. A. and Sienko, S. E. (1988), Biomechanics of below-knee amputee gait.Journal of Biomechanics, 21(5):361–7.

[136] Witte, K. A., Zhang, J., Jackson, R. W., and Collins, S. H. (2015), Design of two lightweight, high-bandwidth torque-controlled ankle exoskeletons. Proceedings of IEEE International Conference on Robotics and Automation, pages 1–6.

[137] Wood, P.L. and Deakin, S., Total ankle replacement. The results in 200 ankles. J Bone Joint Surg Br, 2003. 85(3): p. 334-41.

[138] Wutzke, C. J., Sawicki, G. S., and Lewek, M. D. (2012), The influence of a unilateral fixed ankle on metabolic and mechanical demands during walking in unimpaired young adults. Journal of Biomechanics, 45(14):2405–10.

[139] Wyeth, G. (2006), Control issues for velocity sourced series elastic actuators. Proceedings of Australasian Conference on Robotics and Automation, pages 6–8.

[140] Yeom, J. and Park, S. (2011), A gravitational impulse model predicts collision impulse and mechanical work during a step-to-step transition. Journal of Biomechanics, 44(1):59–67.

[141] Zelik, K. E., Collins, S. H., Adamczyk, P. G., Segal, A. D., Klute, G. K., Morgenroth, D. C., Hahn, M. E., Orendurff, M. S., Czerniecki, J. M., and Kuo, A. D. (2011), Systematic variation of prosthetic foot spring affects center-of-mass mechanics and metabolic cost during walking. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering, 19(4):411–9.

[142] Zidarov, D., Swaine, B., and Gauthier-Gagnon, C. (2009), Quality of life of persons with lower-limb amputation during rehabilitation and at 3-month follow-up. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 90(4):634–45.

[143] Ziegler-Graham, K., MacKenzie, E. J., Ephraim, P. L., Travison, T. G., and Brookmeyer, R. (2008), Estimating the prevalence of limb loss in the United States: 2005 to 2050. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation, 89(3):422–9.

[144] K. M. Yalamanchili, Development of software to estimate pressures on the residual limbs of amputees by means of a pylonmounted transducer, 2010.

[145] A. Yuehuei, R. Draughn, Mechanical Testing of Bone and the Bone – Implant Interface, CRC Press LLc, London, New York, Washinghton D.C., 2000.

[146] K. M. Yalamanchili, Development of software to estimate pressures on the residual limbs of amputees by means of a pylonmounted transducer, 2010.

[147] E. Zamora, Anatomia omului. Aparatul locomotor, artrologie și biomecanică, Editura Risoprint, Cluj-Napoca, 41-67, 2006.

[148] J. P. Ward, J. R. King, Mathematical modelling of avascular-tumour growth, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine & Biology, Vol.14, 39-69, 1997.

[149] J. P. Ward, J. R. King, Mathematical modelling of avascular-tumour growth II: Modelling growth saturation, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine and Biology 16, 171-211, 1999.

[150] www.maxonmotor.com/maxon/view/product/200142

[151] www.placi-aluminiu.ro/en-aw-6082-al-si1mgmn

ANEXE

ANEXA 1

Cupa protezei pentru gleznă

ANEXA 2

Talpa protezei pentru gleznă

ANEXA 3

Partea laterală a protezei pentru gleznă

ANEXA 4

Pârghia pentru transmiterea mișcării

ANEXA 5

Suportul arborelui filetat

ANEXA 6

Suportul motorului

ANEXA 7

Proteza pentru gleznă

ANEXA 8

Mașina de tăiat cu laser Trumpf

Debitare pe orice contur a pieselor din tablă,format maxim 1500×3000 mm.Oțel: 0-20 mm.Inox: 0-12 mm.Aluminiu: 0-8 mm

ANEXA 9

Fișa tehnică a motorului Maxon EC 45