Proteza Transtibiala. Air Flow Socket

CUPRINS

Introducere……………………………………………………………………………..…….….

Capitolul 1. Anatomia mebrului inferior.Anatomia gambei. Glezna și piciorul………..……

Descrierea anatomică a gambei………………………………………………………………….

Descrierea anatomică a gleznei și piciorului…………………………………………………..

Amputația de gambă. Niveluri de amputație…………………………………………………

Capitolul 2. Biomecanica și gradele de mobilitate ale gambei. Principii teoretice în biomecanică

2.1. Biomecanica mersului……………………………………………………………..

2.2. Biomecanica alergării……………………………………………………………..

2.2. Caracteristicile protezelor de picior…………………………………………………

2.3. Piciorul compozit………………………………………………………………………

Capitolul 3. Stadiul actual al protezelor de gambă. ………………………………………….

3.1. Generalizarea modelelor de proteze de picior……………………………………

3.2. Caracteristici mecanice. Termeni generali………………………………………….

3.3. Structura unei proteze transtibiale. Tipuri de cupe transtibiale………………………….

3.4. Tipuri de interfețe între cupă și bont……………………………………………………………

3.5. Tipuri de proteze de picior. Stadiul actual ……………………………………….

Capitolul 4. AirFlowSocket-CTBlade

– Un mastersocket design pentru protezarea transtibială…………………

4.1. Realizarea cupei protetice din carbon termoforbabil și a linerului……………

4.1.1. Scopul și elementele de noutate ale sistemului…………………………….

4.1.2. Studii asupra modificărilor de temeperatură și umiditate……………….

4.1.3. Realizarea modelului de liner compozit…………………………………

4.1.4. Proiectarea sistemului de ventilație…………………………………………

4.2. Realizarea lamelei de carbon………………………………………………………

4.2.1. Scopul proiectării. Considerații teoretice…………………………………………………..

4.2.2. Realizarea lamelei……………………………………………………………………………………

4.2.3. Atașarea anvelopei. Influiența anvelopei pe lamelă……………………………………

Capitolul 5. Tipuri de material utilizate. Materiale și metode de testare.

Plăci de carbon. Termoformare……………………………………..

Fibra de sticlă. Ranforsare………………………………………….

5. Testări ale protezei…………………………………………………….………….

5.1. Comportarea la încărcare………………………………………………..

Materiale utilizate pentru realizarea linerului compozit……………………….

Bumbacul…………………………………………………………..

Capitolul 5. Concluzii………………………………………………………………………..

Bibliografie…………………………………………………………………………………..

Introducere

Una dintre preocupările din domeniul protezarii al ultimilor ani a fost reprezentată de investigarea atentă a cauzelor ce determina cele mai mari neajunsuri pentru pacienții ce poartă proteză, atât în vederea restabilirii funcționalității diferitelor structuri anatomice, cât și conferirea unui anumit grad de confort. Totdată, acest interes a fost dublat de dorința de a găsi modalități eficiente de a preveni deteriorarea protezelor și de a asigura unui grad cât mai mare de independență pacienților afectați. Prin urmare, se poate spune că cercetarea în domeniul protezării este o chestiune de actualitate și mereu în continua dezvoltare.

Protezele actuale ale membrului inferior realizate din materiale compozite încearcă să înlocuiască dinamic un segment biologic cu un comportament nonindividual. De la bun început voi stabili limitările la care este supus un corp sintetic ce înlocuiește un element biologic.

Acestea sunt în principal reprezentate de capacitatea materialelor de a se modela dupa un proces evolutional (îmbătrânirea și corelarea structurii cu desfășurarea mecanismelor localizate la nivelul etajelor superioare – bazin, trunchi etc), necesitatea limitării la un volum determinat ( volumul permis de încăltăminte) și legătura cu elementul de susținere a bontului (cupa protezei).

Sistemul biologic – membrul inferior – acționează ca un element unitar coordonat de o activitate cerebrală. Sistemul sintetic – proteza – acționează ca un raspuns la o activitate principală – mișcarea bontului.

Corelația între mișcarea bontului și răspunsul mecanic dat de proteză reprezintă calitatea funcțională a produsului sintetic.

Dintre limitările ca marimi fizice acceptate de organism amintesc greutatea protezei, capacitatea protezei de a prelua șocurile – comfortul, caracterul estetic și dimensiunile protezei (înălțimea și capacitatea de modularitate a protezei sau capacitatea acesteia de a fi ajustată).

Primele proteze performante de picior au fost modelele SACH (Solid Ankle Cushion Heel) care ulterior au fost depășite de modelele compozite, mult mai scumpe, considerate mai performante ca rezistență și recomnadate în activitățile sportive.

La mijlocul acestor două tipuri stau modelele mecanice care introduc sistemele tip arc, amortizor cu gaz, amortizor pneumatic, combinate cu elemente compozite de tip rășină-fibră, compozit elastomer.

Proiectul de licență dorește realizarea unui model ușor de implementat , ușor de întreținut și reglat de catre tehnician, capabil să satisfacă pacientul din punct de vedere estetic și al confortului.

Pentru acest lucru se vor combina noțiuni de biomimetică, biomecanică, studii de rezistența materialelor, noțiuni de ortopedie și tehnici de design mecanic.

Biomimetica, definită ca: aplicarea metodelor și a sistemelor biologice aflate în natură la studierea și proiectarea de sisteme artificiale și la dezvoltarea tehnologiei moderne.

A. Gowaert spunea: “ Biomecanica este stiinta care se ocupa cu studiul repercusiunilor fortelor mecanice asupra structurii functionale a omului in ceea ce priveste arhitectura oaselor, a articulatiilor si a muschilor, ca factori determinanti ai miscarii ”.

Biomecanica se ocupa deci nu numai de analiza mecanica a miscarilor, ci si de efectele lor asupra structurarii organelor ce realizeaza miscarea. Studiul biomecanicii este astfel strans legat de studiul anatomiei functionale.

Obiectivele studiului sunt realizarea design-ului de mastersocket (AirFlowSocket ) și a unui liner compozit care au ca scop rezolvarea problemelor rezultate în urma variațiilor de volum ale bontului și a efectului de seră realizat de linerele actuale. Acestea sunt o urmare a acumulării transpirației, a creșterii temperaturii în cupă și a frecării între suprafața bontului și cupă, iar în final duc la apariția ulcerațiilor.

Mai departe, acest sistem cupă-liner va fi montat pe o lamela de tip flex-foot, realizată din fibră de carbon, la baza căreia este fixată o dubla camera de aer.

Realizarea linerului se bazează pe studii asupra rezistivității chimice a transpirației la nivelul bontului și are ca scop reducerea efectului de seră, asigurând astfel transferul efficient de căldură și respirația pielii, transferal și retenția apei, respectiv a sarurilor.

Menținerea în intervalul fiziologic a temperaturii din interiorul cupei și la suprafața bontului se realizează prin vehicularea unui volum de aer prin convexie, prin interfața dintre linerul compozit și cupă, cu ajutorul unui sistem de ventilație, asigurându-se în același timp și un control al volumului de transpirație.

Noutatea proiectului este reprezentată atât de corelarea designului linerului compozit (bumbac-silicon) cu un sistem de ventilație, cât și utilizarea camerei de cauciuc, umflată la un nivel cerut de paciet, ca un sistem ce asigură creșterea duratei de viață a lamelei și a gradului de confort al pacientului.

Statistic, protezările de gambă sunt cele mai des întâlnite, efectuându-se cca. 165 000 anual. Dintre acestea, un procent de 77% sunt bărbați, iar o altă statistică arată ca 80% din totalul pacienților amputați au vârste peste 80 de ani. În ultimii ani s-a observant o scădere a numărului amputațiilor și protezării cu cause traumatice și o creștere a procentului de amputații cu motive vasculare (diabetice).

Lucrarea de față își propune să studieze și să ofere soluționarea problemelor care apar în cadrul protezării transtibiale.

Problemele care apar la purtarea unei astfel de proteze sunt de cele mai multe ori o urmare a variației volumului bontului în interiorul cupei urmate de variații ale temeraturii bontului și afectarea calității pielii. În final pacienții suferă de ulcerații, eczeme etc.

Pe parcursul desfașurării lucrării și în capitolele care urmează este cuprinsă prezentarea datelor teoretice și a rezultatelor practice, dorindu-se ca în final să se sublinieze necesitatea noii perspective în scopul soluționării problemelor din domeniul protezării.

În capitolul 1 va fi prezentată anatomia membrului inferior cu diferitele elemente ale acestuia, care alcătuiesc sistemul osos, sistemul muscular și sistemul locomotor.

Cu toate că din componența membrului inferior fac parte bazinul, coapsa (femurul) și articulațiile lor, o importanță deosebită va fi acordată elementelor care reprezintă tema lucrării: gamba, glezna și piciorul.

De asemenea, acest capitol cuprinde și o prezentare generală a tipurilor de amputații efectuate în protezarea gambei.

Capitolul 2 cuprinde o prezentare generală a protezării membrului inferior cu cele doua domenii reprezentative: protezarea transfemurală și protezarea transtibială, cât și patologia și studiul elementelor anatomice ce necesită protezarea.

In continuare, Cap. 3 cuprinde descrierea protezarii transtibiale propriu-zise, în totalitatea ei. Reprezentativ pentru acest capitol este produsul final al acestui studiu și anume proteza transtibială AirFlowSocket-CTBlade. Va fi descrisă atât structura și componența acesteia cât și funcționalitatea ei, în urma testării.

În cadrul capitolului 4 vor prezentate elementele de material și metodă.

Astfel, reprezentarea va începe cu enumerarea și descrierea materialelor și dispozitivelor folosite, comportarea diferitelor materiale în diferitele condiții date și continuând cu realizarea propriu-zisă a protezei.

Capitolul 5 va cuprinde concluziile studiului efectuat și a lucrării de licență, concluzii bazate pe rezultatele medicale protezei și descrierea produsului din punct de vedere economic.

Capitolul 1.

Anatomia mebrului inferior.Anatomia gambei. Glezna și piciorul.

Din punct de vedere topografic anatomia membrului inferior este caracterizată de articulația bazinului, femurul și articulația genunchiului , gambă și piciorul.

Practica protezării presupune amputarea la nivelul unuia dintre aceste segmente urmată de fixarea și purtarea protezei de către pacient.

Amputația de membru inferior creează modificări biomecanice majore ale aparatului locomotor care limitează în mod drastic posibilitățile funcționale ale pacientului care a suferit o amputație.

În timpul mersului, la subiectul sănătos forțele ce se exercită între picior și sol se transmit de-a lungul scheletului. La pacientul al cărui membru inferior sau o parte a acestuia a fost amputată, aceste forțe se concentrează la nivelul bontului de amputație, antrenând presiuni mai mari sau mai mici.

În ultimii ani protezarea pacientilor amputați (indiferent de etimologie) a evoluat fundamental și considerabil. Rolul protezării este de a face totul pentru diminuarea presiunilor cutanate și echiparea pacientului cu un aparat ortopedic ce se potrivește cel mai bine tabloului său clinic.

Reprezentative și cel mai des întâlnite pentru domeniul protezării la nivelul membrului inferior sunt protezarea transfemurală (care presupune amputarea membrului la un anumit nivel al femurului) și protezarea transtibială ( ulterioară amputării la nivelul tibiei).

Transfemurală: forma ideală este cea de con; membrele reziduale lungi îmbunătățesc stabilitatea în șezut și toleranța; pentru membrele mai scurte, cheia este păstrarea marelui trohanter cu atașarea abductorilor șoldului.

Transtibială: forma ideală este cilindrică, la o treime din lungimea inițială, cu păstrarea tendonului patelar atașat la tuberozitatea tibială; fibula trebuie sa fie mai scurtă decât tibia; în bolile vasculare, bonturile lungi pot fi problematice.

Descrierea anatomică a gambei.

Gamba : este segmentul care face legătura dintre coapsă și picior. Cuprinde o zonă care începe cu articulația femurotibială și se încheie cu articulația gleznei.

Scheletul gambei este alcătuit din cele două oase lungi: tibia și peroneul.

Fig. Tibia și fibula (peroneul) în vedere: anterioară (a); posterioară (b)

Tibia: având o poziționare antero-internă în cadrul gambei, tibia este osul cu cel mai mare volum al acestui segment; acesta transmite de la femur la picior tensiunile de presiune în poziția ortostatică.

Peroneul (fibula): este un os lung cu diametru mic și localizare postero-externă față de tibie. Extremitatea lui proximală se găsește ca înălțime sub extremitatea proximală a tibiei, dar extremitatea lui distală coboară mai jos decât extremitatea distală a tibiei. Modul în care este situată fibula are un important rol în statica și biomecanica gambei, fiind elementul care asigură stabilitatea sistemului ca întreg.

Articulația gambei: tibia și peroneul, oasele gambei se articulează între ele atât prin extremitățile lor proximale, cât și prin cele distale, în final rezultând două articulații tibio-peroniere – una inferioară și una superioară.

Articulația tibio-fibulară superioară este o artrodie caracterizată prin: 1 – suprafețele articulare (fața posterioară a tuberozității externe a epifizei superioare a tibiei și fața internă a capului peroneului, plate și acoperite de un cartilaj hialin); 2 – o capsulă fibroasă întărită de două ligamente (anterior al capului fibulei și posterior al capului fibulei) care are rolul de a menține în contact cele două suprafețe articulare și o sinovială care căptușește fața interioară a manșonului.

Fig. Scheletul osos al articulației genunchiului: a- vedere anterioară; b- vedere posterioară

Mușchii gambei: sunt în număr de 12, dispuși in trei loje: posterioară, anterioară și exterioară.

– Mușchii lojei anterioare: dispuși în fața membranei interosoase ale oaselor gambei: gambierul anterior, extensorul comun al degetelor, extensorul propriu al halucelui și peronierul anterior.

– Mușchii lojei externe: lungul peronier lateral și scurtul peronier lateral sunt localizați imediat în afara peronierului.

– Mușchii lojei posterioare: tricepsul sural, plantarul subțire, popliteu, gambierul posterior, flexorul comun al degetelor și flexorul propriu al halucelui se găsesc la membrana interosoasă și la cele două oase ale gambei.

Statica gambei: reprezentată în poziție ortostatică, gamba a cărei axă longitudinală prelungește axa biodinamică a coapsei, transferă greutatea corpului către picior. Transmiterea se face de-a lungul tibiei, axa lungă a acestui os devennind aceeași cu axa biomecanică a gambei.

Acest motiv explică orientarea perpendiculară a sistemelor trabeculare osoase principale.

Biomecanica gambei: atunci când membrul inferior acționează ca un lanț cinematic închis, cu piciorul fixat pe sol, ca în cădere de la înălțime, alergare, mers, statică sau momentul bătăii în săritură, segmentul gambei se compoartă ca o pârghie de gradul I cu punctul de sprijin la mijloc.

Gamba reprezintă a doua pârghie importantă a membrului inferior, prima fiind coapsa.

Descrierea anatomică a gleznei și piciorului

Glezna și piciorul vor fi prezentate împreună deoarece alcătuiesc un întreg funcțional.

După coapsă și gambă piciorul reprezintă a treia părghie principală a membrului inferior, structurată și adaptată funcțiilor complexe care-i revin. Fiindcă este o pârghie terminală, este un punct de legătură între corpul omenesc și sol în timpul acțiunilor biomecanice (mers, alergare etc).

Glezna articulează segmentul gambei de segmentul piciorului, suportă toată greutatea corpului fiind totodată și punctul de întâlnire dintre axa verticală a corpului și axa orizontală a piciorului și respectiv a solului. Din punct de vedere biomecanic articulația talo-crurală (ginglim între talus, tibie și fibulă) este descrisă împreună cu articulația subtalară (talo-calcaneană) ce unește talasul cu osul calcaneu. Această abordare are în vedere complexul articular al gleznei și piciorului care posedă mișcări în cele trei plane de referință: flexia dorsală, flexia plantară, abducția, adducția, circumducția, supinația și pronația.

Fig. Schema ansamblului gleznă-picior

Scheletul piciorului: este compus din cele 26 de oase scurte care sunt dispuse în 3 grupe distincte după cum urmează : 7 oase tarsiene, 5 oase metatarsiene și 14 cele falange.

Articulațiile segmentului terminal al membrului inferior sunt în număr de 32; acestea sunt grupate în următorul mod: articulția gleznei, articulația astragalocalcaneeană, articulația mediotarsiană, articulațiile intertarsiene ale celor 5 oase ale tarsului anterior, articulațiile tersometatarsiene, articulațiile intermetatarsiene, articulațiile metatarsofalangiene și articulațiile interfalangiene.

Articulația gleznei este o articulație troheleană.

Fig. Oasele piciorului drept, vedere: frontală (a); laterală (b),

Mușchii: asupra piciorului acționează toți mușchii gambei (cu excepția mușchiului popliteu) și cei 20 de muschi proprii ai piciorului. Privit ca intreg, piciorul se prezintă din acest punct de vedere, ca un sistem muscular digastric, cu punct de releu pe calcaneu, care ar juca numai roluri de scripete sau de rotulă.

Sistemul muscular este format atât din mușchii gambei, cât și din cei ai piciorului, ai căror corpi muscular chiar dacă se adaptează unor lungimi diferite vor trebui să dispună de forța echivalente și echilibrate. Mușchii proprii ai piciorului sunt dispuși în patru regiuni distincte: una dorsală și trei plantare (internă, mijlocie și externă).

Statica: Dezvoltarea calcaneului începe chiar de la digitigrade, unde inserțiile unui mare număr de mușchi se fac pentru stațiunea pe degete. După momentul fixării calcaneului pe sol, partea sa plantară cu mușchii corespunzători, se va răsuci, creând astfel, împreună cu celălalte piese scheletice, nisa plantară – zona în care nervii, vasele și mușchii găsesc un loc ferit de presiune.

Biomecanica gleznei: articulația gleznei poate fi comparată cu un cilindru încastrat în segmentul cilindric săpat în pilonul tibial și menținut de cele două maleole. În articulația gleznei au loc mișcările de reflexie și extensie al piciorului.

– biomecanica articulațiilor piciorului : deși în cele mai multe din articulațiile sale mișcările sunt foarte reduse sau chiar apropape neglijabile, în totalitatea piciorului se poate mișca în toate sensurile, sau având mișcări de flexie și extensie, de abducție și aducție, de rotație internă, externă și de circumducție.

Niveluri de amputație. Amputația de gambă

Amputația este procedeul chirurgical prin care se excizează un segment din porțiunea distală a membrului. Dezarticulația presupune ca planul de excizie să treacă printr-o articulație. Pentru simplificare, ambele se numesc amputații. Amputatul este persoana căreia i s-a suprimat o porțiune a membrului inferior sau superior.

Acest subiect poate fi tratat în mai multe ipostaze.

În primul rand, din punctul de vedere a chirurgului preocupat de actul chirurgical, se poate vorbi despre principiile de tehnică chirurgicală în amputație. Mai departe, din punctul de vedere al pacientului, se vor căuta modalități de a depăși impactul produs de handicapul fizic și în final, din punct de vedere al protezistului căruia îi revine rolul de a confecționa proteza, se va discuta despre momentul protezării și tipurile de proteză.

Pentru dezvoltarea designului și funcționalității protezei se va considera și localizarea amputației la nivelul gambei. Au fost practicate mai multe tipuri de aputație dintre care unul nu mai este de actualitate:

a.) Dezarticularea genunchiului – este o amputație făcută între suprafețe osoase, față de celelalte tipuri care presupun taiera osului. În general, bontul rezultat după o astfel de amputație poate tolera mai bine greutatea corpului, datorită păstrării femurului la întreaga sa lungime dar și datorită păstrării într-o condiție mai bună a mușchilor care il învelesc.

b.) Limita superioară acceptată este reprezentată de amputația gambei pentru care planul de secțiune osoasă a tibiei trece la nivelul tuberozității anterioare a tibiei (4cm sub interliniul articular). (Fig.1.)

În acest caz, sau chiar în amputațiile până la 8cm sub interliniului genunchiului, se adminte că pentru a obține un bont protezabil, este indicat să se practice ablația totală a perlonului. Avantajul față de amputația coapsei este acela că se păstrează genunchiul. Se protezează cu o proteză de gambă prevăzută cu ancorarea suplimentară la nivelul coapsei.

b.) Un nivel dorit al amputației de gambă este asigurat în momentul în care secțiunea osoasă a tibiei trece la 15 cm de interliniul articular al genunchiului (18-22 cm lungimea la adult). Sub acest nivel, lipsa țesuturilor moi împiedică realizarea unui bont bine acoperit (fig.1.).

d.) Amputația supramaleolară Guyon a fost efectuată în treimia distală a gambei; astfel, secțiunea osoasă se practica la 3 cm deasupra bazei maleolelor.

La acest tip de amputație s-a renuntat din motivul vicierii bontului osos, care nu poate fi acoperit decât cu tendonul ahilian și pentru care se indica o proteză cu sprijin terminal.

e.) Amputația Syme – dezarticulația tibio-tarsiană – tehnică ce presupune amputarea piciorului prin articulația gleznei urmată de excizarea maleolelor tibiale și fibulare.

Fig 1. Amputația gambei

Vindecarea plăgii post-operatorii este o problemă deoarece majoritatea procedurilor sunt efectuate în cazul unor membre cu circulație compromisă. Pielea este un factor cu importanță majoră în capacitatea de însănătoșire a pacientului și stabilește prognosticul final al unui pacient care a suferit o amputație. Țesutul moale care învelește bontul chirurgical devine un organ proprioceptiv terminal pentru interfața dintre extremitatea reziduală și proteză.

Pentru o revenire completă după amputația membrului inferior, acest țesut de înveliș trebuie să fie format dintr-o masă suficietă, mobilă, nonaderentă la mușchi, piele și țesut subcutanat și care se pot acomoda stresului din interiorul cupei protezei.

Capitolul 2. Biomecanica și gradele de mobilitate ale gambei. Principii teoretice în biomecanică

2.1. Biomecanica mersului.

Din punct de vedere al mecanicii solidului, corpul uman este considerat un corp tridimensional amplasat în spațiu. Pentru definirea poziției, a mișcărilor cât și a direcțiilor spațiale ale acestuia, se folosesc axe și plane principale de referință și termeni specifici de direcție și poziție, având drept punct de plecare poziția anatomică normală PAN a corpului uman, respectiv poziția ortostatică. Astfel, prin corpul uman se trasează trei axe (sagitală, transversală, verticală) și trei planuri imaginare (frontal, sagital; transversal) spațiale care se întretaie în unghi drept, fiecare plan fiind dus prin câte două dintre aceste axe:

Fig. 4.6. Mișcări și unghiuri de mișcare la membrul inferior în timpul mersului.

Locomoția este definită în principal ca o modificare în timp a coordonatelor mișcării unui corp sau vertebrat, asigurată de scheletul intern și de musculatura puternică ce acționează scheletul. Corpul uman poate efectua, în întregime sau numai cu anumite segmente ale lui, mișcări în spațiu care pot fi simple sau complexe, desfășurate sub trei principale forme: mișcările de locomoție, mișcări de rotație și mișcări combinate. Mișcările sunt efectuate de musculatura corpului dispusă în jurul articulațiilor în două principale grupe: mușchii agoniști și mușchi antagoniști.

Fig. Reprezentarea ciclului mersului

Mersul are ca unitate funcțională de mișcare pasul dublu. Acesta este compus din ansamblul mișcărilor ce se efectuează între două sprijiniri succesive ale aceluiași picior . Fizic este reprezentat de distanța dintre punctul de contact cu solul al călcâiului unui picior și punctul de contact următor al aceluiași picior, măsurată în lungul axei antero-posterior.

Convențional se consideră ca element de referință ciclul de mers al membrului inferior drept. Pasul dublu este format din doi pași simpli succesivi. Un pas simplu este exprimat prin distanța dintre punctul de contact cu solul al unui picior și punctul de contact al celuilalt picior în timpul sprijinului bilateral. Ciclul de mers este descris de faze de mișcare care se înlănțuiesc și se repetă (Fig. .

În scopul evaluării mersului trebuie parcurse trei faze:

– faza de observare directă prin observatori experimentali, global, relativ sau direcționată;

– faza de descriere a datelor obținute prin cronometrare, vizualizare video etc.

– faza de analiză biomecanică compusa din : parametrii spațio-temporali; parametrii cinematici; parametrii dinamici; parametrii energetici etc.

În cazul locomoției bipede, parametrii spațio-temporali ai mersului sunt în mod curent analizați deoarece caracterizează în mod global mersul. Cei mai importanți dintre aceștia sunt: lungimea pasului, lățimea pasului, frecvența pasului și urma plantei pe sol.

Parametrii cinematici. În esență, cinematica mișcării descrie sau cuantifică mișcarea în termeni de oscilații (mici deplasări), viteze, accelerații cât și evoluțiile unghiulare ale diferitelor articulații ale membrelor inferioare antrenate in mișcare.

Analiza biomecanică a mersului a arătat ca mersul constituie o mișcare continua ce prezintă însă și un ansamblu de oscilații. Astfel, pe durata mersului deplasarea corpului respectiv a centrului lui de greutate a corpului nu este rectilinie iar centrul de greutate a corpului execută o serie de oscilații verticale, oscilații laterale, oscilații înainte si înapoi, deci are o traiectorie sinusoidală în planul de înaintare.

Parametrii cinetici. Analiza funcționării articulațiilor (șoldului, genunchiului, gleznei și piciorului) are la baza relația fundamentală a dinamicii ce exprimă proporționalitatea ce se stabilesc între forțele și momentele ce intervin în procesul mersului și accelerațiile liniare și unghiulare reprezentate. Forța de reacție a solului pe picior, are un rol însemnat în modelarea membrului inferior folosind metoda dinamici inverse . Are o reprezentare specifică în cazul fazei de sprijin a mersului

Biomecanica alergării

Alături de mers, alergarea este un mijloc natural de locomoție a corpului omenesc în spațiu. Prezintă următoarele principale caracteristici:

– este o formă de deplasare ciclică ce permite o deplasare mai rapidă a corpului uman;

-ca și la mers, alergarea este determinată de interacțiunea forțelor interne cu forțele externe;

– din punct de vedere biomecanic, are loc prin o proiectare aeriană a corpului, în timpul mișcării de translație, realizată consecutiv cu trecerea alternativă (succesivă) a unui membru inferior înaintea celuilalt. Alergătorul are un contact periodic cu solul realizat numai pe câte un picior materializată prin faza de sprijin unipodal, la alergare corpul uman înaintând în mișcarea de translație printr-o succesiune de sărituri numite faze de zbor, alternate cu perioade de sprijin unipodal.

Din biomecanica alergării se constată că cele două membre inferioare, stâng și respectiv drept, îndeplinesc succesiv, două funcții de bază: sprijin unipodal și funcția de zbor sau oscilare.

În aceste condiții, alergarea are două faze sau perioade de bază: faza de sprijin în care contactul alergătorului cu solul poate avea loc pe: călcâi; talpa piciorului; vârfurile degetelor etc. și faza de zbor, pe durata căreia alergătorul nu are nici un punct de contact cu solul, cand alergătorul nu poate avea nici o acțiune motrică iar centrul de greutate descrie o traiectorie supusa gravitației.

Fig. 4.42. Comparații între fazele ciclului la : a- mers; b- alergare

Ca și în cazul mersului, alergarea poate fi analizată cu ajutorul următorilor categorii de parametrii: 1. parametrii spatio-temporali; 2. parametrii cinematici; 3. parametrii cinetici.

Principalii parametrii spațio-temporali sunt reprezentați de pasul alergător; pasul alergător dublu; viteza cursei; amplitudinea, cadența, timpul de zbor sau timpul fuleului tf, timpul fazei de sprijin ts, raportul dintre timpul ts si timpul tf .

Parametrii cinematici. Cinematica alergării este influențată de doi principali factori:

1 – caracteristicile si numărul fazelor ciclului de alergare; 2. viteza de alergare.

Din punct de vedere a cinematicii și eficienței alergării, prezintă importanță, teoretică și practică, studiul comportamentului centrului de greutate a corpului cât și a mișcărilor efectuate de componentele membrului inferior în timpul fazei de sprijin și a fuleului. Astfel, s-a evidențiat că și la alergare centrul de greutate se deplasează sinusoidal în cadrul fazelor de sprijin și de fuleu.

Parametri cinetici. Ca și în cazul mersului, parametrii cinetici la alergare sunt:

1. forța de reacție a solului, componenta orizontala și respectiv verticală;

2. deplasarea verticală a centrului de greutate a corpului;

3. rigiditatea membrului inferior.

2.3. Caracteristicile protezelor de picior

Principalii factori în realizarea unei proteze sunt cei obținuți din analiza biomecanică a pacientului. Această evaluare pune în evidență următoarele caracteristici:

Dorsiflexia – laba piciorului este în flexie dorsală cu degetele orientate în sus

Eversia – laba piciorului este orientată spre exterior

Amortizarea – capacitatea piciorului de a absorbi șocurile

Capacitatea de redare a energiei

Torsiunea gleznei

Toate aceste caracteristici sunt evaluate în funcție de valorile date ale unui picior normal fără patologii de deplasare. Mișcarea piciorului a fost studiată încă din 1976 de către Klenerman.

Un factor important amintit în studiul mișcării de locomoție este traseul centrului de greutate care are o evoluție în sus și în jos cu o amplitudine de oscilație de 5 cm. De asemeni intervine viteza de deplasare a trunchiului care prezintă o variație alternativă de creștere și descreștere astfel încât la contactul cu călcâiul trunchiul să fie la cel mai scăzut nivel, iar viteza de deplasare se află la valoarea maximă. Când piciorul opus se află în etapa de pendulare trunchiul se află la viteza de deplasare minimă și înălțime maximă. De asemeni, există o mișcare de translație stânga-dreapta de 3 cm față de linia de centru necesară apropierii de amprenta de sprijin. Aceste deplasări ale trunchiului și variații de viteză sunt rezultatele acțiunii musculare a picioarelor. La contactul cu călcâiul forța verticală exercitată la nivelul piciorului masurată pe o platformă de forță depășește valoarea forței de greutate cu 10-20%.

Valoarea torsiunii înregistrată de placa cu senzori reprezintă rezistența dată de țesuturi la deformația impusă sub acțiunea membrelor inferioare. Piciorul suferă o rotație internă cu un torc de 2-5 Nm în prima etapă a fazei de sprijin urmat de o rotație externă cu un torc de 3-10 Nm în ultima parte a fazei de sprijin.

Fig.1 – Corelația greutății cu viteza de deplasare (a,b,c,d) și evaluarea torsiunii.

Fig.2 Exemplu de evaluarea a reacțiunii solului, vitezei de deplasare a centrului de presiune și a suprafeței de contact

Dacă evaluarea evoluției centrului de greutate este un factor clar de evaluare a mersului protezat, evaluarea rotațiilor este o variabilă de nivelul amputatiei – adica predominanța anumitor mușchi rotatori. Inserțiile musculare sunt în diagonală față de zonele de origine și funcție de nivelul de amputație caracteristica rotatorie a segmentului rămas este afectată.

Ideal este realizarea unui sistem artificial capabil să imite toate mișcările de rotație prezente în membrul inferior și să le coreleze. În primul rând există o rotație internă a femurului în timpul pendulării și o rotație externă a gambei în timpul aceleeași mișcări.

Un sistem artificial de tip labă de picior nu poate satisface toate aceste condiții. Din acest punct de vedere, tentativa anumitor studii de a obține încadrarea în astfel de valori nu este justificată. Există sisteme auxiliare de protezare capabile de a corela astfel de rotații.

Din punct de vedere economic dezvoltarea unui sistem scump de picior artificial care devine eficient alături de alte sisteme auxiliare scumpe pentru a imita mersul normal nu este foarte justificabil.

Rămâne valabilă în acest sens evaluarea variației centrului de greutate care ne oferă limita de deformație a sistemului (încovoierea în cazul unui sistem compozit).

Elementele pe care studiile le evită în proiectarea și dezvoltarea unei protezei de picior este timpul de contact, cadența și traseul centrului de presiune. Timpul de contact este evitat deoarece acesta scoate în evidență hipoamortizarea sau hiperamortizarea unui sistem artificial. Practic este vorba despre rigiditatea sistemului în faza de contact cu călcâiul. Multe sisteme invocă capacitatea de amortizare a călcâiului fără a evidenția trecerea spre faza de sprijin. Este posibil ca un sistem cu o bună amortizare în faza de călcâi să necesite un efort mărit pentru trecerea în faza de sprijin. Acest aspect apare datorită incapacității sistemelor artificiale de a se corela cu greutatea și modelul de evoluție și repartiție a centrului de greutate.

Fiecare pacient reprezintă un volum cu limite ușor variabile de la o zi la alta caracterizat prin înălțime, cadență, timp de pășire și greutate. Sunt cei patru termeni pe care orice laborator de protezare îi poate evalua cu dotări minime. În continuare va fi explicat fiecare termen și importanța acestora în evaluare.

Înălțimea – înălțimea unui pacient protezat este strâns corelată cu lungimea membrului inferior și mobilitatea coloanei vertebrale. Pacientul protezat are tendința de a flecta trunchiul pentru a scurta timpul de pășire și trecerea rapidă pe membrul sănătos. O altă tendință a pacientului protezat este de a transfera greutatea corpului spre membrul sănătos. Cu cât pacientul este mai înalt cu atât timpul petrecut pe proteză este mai mare și astfel, capacitatea protezei de a menține stabilitatea bontului este mai importantă. Cu cât pacientul este mai scund cu atât timpul de contact este mai mic, iar proteza trebuie să facă față unor deformații în regim mai rapid. Dacă ar fi să luam o proteză de tip compozit sub formă de lamelă, pentru un protezist este important cum reacționează lamela funcție de viteza de solicitare. Deformația lamelei funcție de timp este o problemă majoră greu de controlat la protezele actuale pentru că în funcție de înălțime avem o viteză de trecere a greutății peste brațul de forță al parghiei.

Fig.3 Trecerea dinamică a centrului de greutate peste brațul lamelei deformabile. Arcul AB variază ca mărime funcție de înălțimea pacientului.

Arcul de cerc AB este variabil funcție de înălțimea pacientului. Întrucât poziția centrului de greutate variază cu înălțimea atunci este clar că timpul de trecere peste lamelă este variabil. Întrucât timpul de trecere peste lamelă este variabil, rezultă că pentru a reda un nivel de amortizare atunci viteza de răspuns la solicitare al lamelei trebuie să fie variabil.

Mecanica clasică ne arată că deformația lamelei la încovoiere variază în funcție de lungime și momentul de inerție ca rezultat al ariei suprafeței. Nici una din aceste valori nu poate fi ajustată dinamic. Dacă ar fi să presupunem că modelul primit trebuie rigidizat prin scurtarea lamelei sau subțierea ei și presupunând că efectuăm această manevră, ce soluție găsim după un timp de două luni când este necesară supradimensionarea lamelei?

Cadența – definită ca distanța dintre doi pași dar și ca frecvența de pași pe minut. Ambele evoluții sunt importante întrucât prima ne dă informații despre amplitudinea de mișcare a articulațiilor pacientului, iar a doua asupra capacității de solicitare a protezei. Cadența este strâns legată de timpul de solicitare al protezei.

Greutatea – primul factor considerat în momentul proiectării unei proteze deoarece oferă informații importante în vederea dimensionării protezei.

Timpul de contact – factor foarte important care de multe ori nu se regăsește în studiile de elaborare a unei proteze. Evitarea problemei temporale este de înțeles atunci când evaluăm structura și funcționalitatea piciorului ca element compozit.

Înainte de a prezenta stadiul actual al protezării și a justifica în final modelele propuse trebuie să evaluăm structura compozită a piciorului și necesitatea organismului de a dezvolta o astfel de structură.

2.4. Piciorul compozit

Din punct de vedere biologic, piciorul este un ansamblu de țesuturi inteligent dispuse cu scopul de a amortiza șocurile și de a susține mișcarea. Din punct de vedere mecanic piciorul este o structură ce poate fi asemănată unui pod sub sarcină. Dispunerea țesuturilor în construcția piciorului poate fi decrisă structural și funcțional în metoda clasică – piele, țesut adipos, mușchi, tendoane și oase. O astfel de descriere nu oferă însă informații valide, întrucât nu ține cont nici de evoluție și nici de funcția structurii.

Pentru a explica mai departe comportarea și evoluța unui picior compozit, ne vom folosi de exemplul piciorului nedezvoltat al unui nou-născut. Piciorul nou-născutului care nu este supus greutății are o masă osoasă redusă, legată prin țesut cartilaginos bogat, acoperit de mușchi rudimentari, ligamente slabe și piele.

Fig.4 Radiografia piciorului de nou-născut.

Se observă distanța dintre elementele osoase și volumul mare de țesut moale.

Din figura 4 se observă că volumul de țesut moale este mare comparativ cu cel osos. Articulațiile sunt largi. Totuși între aceste capete osoase mici există mușchi cu inserții și origine. Acest lucru ne arată că mușchiul predomina osul.

Un astfel de picior nu poate oferi stabilitate decât dacă țesutul “moale” ar fi suficient de rezistent. Este similar protezelor din poliuretan cu insert; rolul lor este estetic în timp ce funcționalitatea este mărită de valoarea insertului (de obicei lemn sau bachelită).

Acest picior nefuncțional de copil devine funcțional în 7-15 luni prin creșterea volumului osos. Acest lucru ne arată că partea cea mai importantă a piciorului în deplasare este structura de ranfors și mai puțin țesutul moale. Caracteristicile celor două structuri se modifică de-a lungul vieții funcție de activitatea la care este supus piciorul.

Copilul care începe să meargă are deja structura osoasă cu ligamente și tendoane dezvoltate alături de un calcaneu îmbrăcat într-o pernă de grăsime comparativ zonei de sub capetele metatarsiene. Putem spune că organismul nostru dezvoltă o proteză inteligentă bazată pe funcția la care este supusă. Elementele constructive pe care le folosește sunt – structura de arcadă (avem trei bolți plantare), corzile pentru controlul deformației arcadei, strat de țesut pentru amortizarea șocurilor cu o grosime variabilă în funcție de viteza de trecere a centrului de greutate, sisteme articulate cu mobilitate diferită și înveliș elastic care menține structura intactă.

Problema proiectării unei astfel de structuri sunt limitele de dezvoltare. Spre exemplu, de ce un picior se dezvoltă până în limita mărimii 42 ? De ce un picior are bolta mai accentuată sau mai puțin accentuată? Este acest lucru patologic sau ține de proiectare? Rapunsul stă în funcție – mersul, alergatul, munca. Funcția dezvoltă structura. Plecând de la acest principiu trebuie să întelegem ca proiectarea unei proteze ține de nivelul de activitate al pacientului.

Timpul este foarte important în evaluarea unei structuri biologice. Dezvoltarea unei structuri compozite precum piciorul din imaginea de mai jos se supune următoarei reguli : trebuie să execute un pas în timpul “t”. Altfel spus, trebuie să construim o structură care să satisfacă niște funcții în intervalul de timp t0-t1. Acest interval este intervalul în care piciorul sănătos se încadrează atunci când execută o succesiune de pași. Variația intervalului este mică atunci cand mișcarea este involuntară. Trebuie să scoatem din discuție mișcarea voluntară dobandită. Copilul mic care începe să crească tinde mai mult să facă pași repezi decât înceți tocmai pentru a reduce solicitările pe structura proaspăt dezvoltată.

Pasul piciorului sau al protezei îl vom defini ca intervalul dt. Acest interval este format din suma timpilor deformațiilor structurii compozite numite picior și anume: intervalul de deformație al țesutului moale și timpul de deformație articulară.

Fig.5 Structura piciorului în radiografie cu evidențierea zonei de țesut osos și moale.

Pasul este o succesiune de timpi de deformație. Practic, organsimul uman folosește această succesiune de timpi pentru a reduce solicitările asupra piciorului. Piciorul nu este o structură rezistentă în mers fară elementele articulate și cele deformabile.

Pasul este format din: t1 – deformarea țesutului subcalcanean, t2 – mișcarea corpului D față de mulțimea (ABCF), t3 – deformția articulară între structurile E-F-G-J, t4 – deformația structurii de sub J și t5 – timpul de trecere peste falange. Este o descriere temporală majoră a unei structuri. Timpul 1 este determinat de greutatea corpului de deasupra. Adică sunt necesare 30 ms pentru a deforma țesutul subcalcanean cu scopul protejării structurii D de șocuri. Dacă în timp structura subiacentă lui D va fi repetat deformată în 20ms, atunci structura se va deforma prin creșterea densității lui D, creșterea grosimii de strat subiacent, mărirea suprafeței de țesut subiacent în lateral sau densificarea structurii subjacente lui D.

O altă soluție mecanică ar fi de a redistribui timpii în etajele superioare prin creșterea vitezei de trecere a centrului de presiune prin mobilizarea articulației genunchiului sau șoldului care vor avea amplitudini de mișcare modificate. Este cazul alergatului care reduce mult din contactul călcâiului cu solul.

În cazul unei proteze compozit, dacă deformația lamelei se face pe un interval prea mare, de exemplu în cazul unei rigidități scăzute, atunci tot sistemul este dezechilibrat. Organismul uman nu ar putea reacționa să modifice dinamica utilizând o singură structură așa cum ar fi protezele din compozit oricât de performant ar fi materialul – este nevoie de minim 3 elemente din care unul moale, de tip elastomer, din care să fie construită o proteză.

Capitolul 3. Stadiul actual al protezelor de gambă.

Generalizarea modelelor de proteze de picior

Protezele de picior pot fi clasificate după caracteristicile de material, după mobilitate și formă.

Dupa tipul de material din care sunt realizate toate sunt compozite întrucât asociază cel puțin două elemente din care unul joacă rol de schelet de structură. Aceste compozite pot fi compozite elastice sau compozite rigide.

Protezele din compozite elastice sunt realizate din schelet rigid tip lemn, compozit carbon sau sticlă îmbrăcate în manșon anatomic de tip spumă elastică (spuma poliuretan, eva, pvc) sau rășină elastomer (silicon, poliuretan).

Protezele compozite rigide sunt realizate din lamele de compozit țesătură-rășină. Țesătura folosită poate fi de tip carbon, carbon-sticlă, carbon-kevlar, carbon-sticlă-kevlar. Rășina folosită poate fi de tip termoreactivă sau termoformabilă. Alegerea combinației de către o companie are la bază atât calculul de cost cât și calculul de cost tehnologic care va da prețul de piață.

După formă, protezele de picior sunt de tip anatomic (SACH, Quantum) sau de tip lamelă (Flex Foot, Roadrunnerfoot). Cele de tip lamelă se împart în monolamelare și multilamelare. Cele multilamelare au în general maxim 3 lamele.

În ceea ce privește materialele composite, materialele de bază sunt cele sintetice. Există puține dispozitive realizate din materiale cu bază naturală (fibre naturale sau rășini naturale).

Proiectul prezent presupune realizarea unui dispozitiv care utilizează fibrele naturale și anume bumbacul pentru realizarea linerului, dar pe de altă parte, folosește fibra de sticlă și carbon termoformabil pentru realizarea cupei și a lamelei.

Caracteristici mecanice. Termeni generali.

Proprietățile mecanice cele mai importante studiate în cazul unei proteze:

Modulul lui Young sau rigiditatea –este raportul dintre tesiune de solicitare și alungire pentru un corp dat și indică flexibilitatea protezei. Alungirea este proportională cu solicitarea.O rigiditate prea mare face mersul sau chiar alergarea dureroasă. O rigiditate prea mica nu asigură o alergare sau un mers echilibrat.

Gradele de mișcare – numărul total de porțiuni articulate care permit mișcări ale protezei. Protezele sunt de tip articulat, cu un grad limitat de libertate sau nearticulate – nu permit altă mișcare în afara încovoierii lamelei.

Absorbția șocurilor – descrie cât din forța de reacțiune a solului este disipată de proteză și prin urmare, nu este transmisă către bontul pacientului.

Caracteristicile tehnice de bază care trebuie urmărite la un dispozitiv de tip proteză de picior – în cazul lucrării de față, a lamelei, sunt:

Caracteristicile biomecanice – centrul instantaneu de rotație, modelul de rulaj;

Caracteristicile mecanice – fac referire la testele de solicitare mecanică a unui produs;

Se descriu termenii pe baza cărora se va caracteriza o proteză de picior din punct de vedere tehnic.

ATA (axial torque absorbing) – capacitatea unei componente protetice de a se roti în jurul axei longitudinale (axa axială) sub solicitarea de torsiune.

Amortizarea calcaneană (AC sau CH-cushion heel) – partea de călcâi dintr-o proteză de picior care suferă o deflexie sub sarcină fără să returneze energie.

Răspuns dinamic – proprietatea elastică a unei componente creată să efectueze o deflexie sub sarcină și are capacitatea de a stoca și returna o cantitate semnificativă de energie.

Pilon protetic cu raspuns dinamic – element structural ce conectează două subansamble protetice (picior-adaptor-cupă) și care se deformează sub sarcină și are capacitatea de a stoca și returna energie.

Flexibilitatea – proprietatea elastică a unei componente creată să se deformaze sub sarcină fără capacitatea de a stoca și returna energie.

Multiaxial – mișcarea în jurul a două sau mai multe axe.

Pilon – element structural de suport ce conectează doua elemente (piciorul cu cupa prin intermediul unor adaptori sau direct). Poate fi separat sau parte integrantă a dispozitivului numit picior (vezi Flex foot II).

Rigid – nu are deformații semnificative sub sarcină.

Monoaxial – mișcare în jurul unei singure axe de rotație

Caracteristica de absorbție verticală a șocurilor (VSAF – vertical shock absorbing feature) – capacitatea unei componente protetice s facă față unei solicitări de compresie față de axa longitudinală sub încărcare axială.

Structura unei proteze transtibiale. Tipuri de cupe trastibiale

La ora actuală există o întreagă serie de modele de proteze transtibiale alcătuite din componente modulare ușoare realizate din duraluminiu, titan, fibre de carbon, sticlă sau textile și diferite răsini. Tipurile de proteze trebuie să fie compatibile cu diferiți pacienți și depind de nivelul lor de activitate, de forma și lungimea bontului și în final, de diagnosticul și prognosticul specific fiecarui pacient în parte.

Componentele unei proteze modulare de gambă sunt: cupa protezei – socketul (polipropilenă, carbon conpozit) , linerul siliconic pentru susținere și comfort în interiorul protezei și piciorul protetic (în general, din carbon), cu rolul de a ridica nivelul de mobilitate și deplasare al purtătorului de proteză. Cupa și piciorul protetic/lamela sunt legate printr-un insert metalic ( titan, nitinol, fibră de carbon sau aliaje cu memoria formei) numit keel.

Cele trei design-uri majore de cupe protetice sunt:

Proteze cu încărcare patelară – cupele de tipul PTB (Patellar Tendon Bearing) au la baza dezvoltării principiul existenței la nivelul suprafeței bontului a unor zone tolerante și a unor zone sensibile la presiune. Zone specifice sunt încărcate mecanic în timp ce zonele adiacente sunt în repaus. Cupele unor astfel de proteze au forme triunghiulare.

Au în alcătuirea lor o cupă internă, flexibilă (spumă poliuretanică) care asigură igiena și comfortul pacientului și cupa exterioară realizată dintr-un material dur, rezistent, care este prevăzut cu un pilon de susținere a bontului (cui). Este de obicei fixate pe bont printr-o susținere supra-condilară (susținere deasupra articulației genunchiului, în interiorul cupei), cu un manșon atașat cupei care se rulează pe gambă sau o curea de susținere la nivelul bazinului.

Proteze ce utilizează sucțiunea unui liner siliconic și un pin de blocare. Un liner elastomer sau siliconic prevăzut cu un pin la capătul distal este rulat pe bont. Pinul de blocare va activa mecanismul de închidere aflat în capătul distal al cupei, astfel proteza va rămâne fixate până la apăsarea butonului de deblocare de către pacient.

Fixarea prin sucțiunea siliconului poate fi folosită la cupe cu încărcare patelară (de tipul PTB – cu încărcări specifice), cupele cilindrice cu încărcare de suprafață totală ( în timpul turnării țesutul este alungit, iar în timpul modificărilor se efectuează o reducere globală a acestuia), care asigură o încărcare constantă pe întreaga suprafață a bontului.

În ultimul rând, pot fi folosite și în cadrul cupelor fixate cu vacuum, prin încărcare hidrostatică.

Protezele fixarate prin sucțiune și crearea vacuumului. Datorită acestui vacuum are loc o deplasare a țesutului către zonele osoase ale bontului. Această încărcare hidrostatică asigură o creștere a rigidității bontului și un oarecare control asupra variațiilor de volum ale acestuia.

Fig. Structura unei proteze

Termeni noi:

KEEL – definește un insert care în general joacă rol de element structural ce înlocuiește tibia, dar care prin forma și poziția sa determină flexibilitatea zonei antero-superioare a unei proteze.

Tipuri de interfețe între cupă și bont.

Sistemele de interfață între bont și cupă sunt reprezentate de manșoane sau linere siliconice, poliuretanice sau pe bază de geluri. Acestea funcționează pe de o parte ca sisteme de fixare și susținere – valve de sucțiune și utilizarea vidului, mecanisme cu pin de blocare sau curele, iar pe de altă parte, au rolul de a prelua și transmite forțele de reacțiune ale solului către bontul pacientului în timpul mișcării.

Linerul este ultima barieră de protecție a pielii și a țesutului moale de pe parcursul încărcărilor mecanice și în urma modificărilor factorilor de presiune, temperatură și umiditate și de volum ale bontului.

Rolul linerelor sunt de a reduce vârfurile de presiune, de a reduce forfecarea și dislocarea țesutului moale, de a asigura și îmbunătăți fixarea. În unele cazuri se apelează la dozarea anumitor medicamente prin intermediul linerelor.

Clasificarea linerelor se face în funcție de materialul din care sunt realizate și după metoda de fixare:

Interfețele siliconice sunt cele mai comune tipuri de linere. Acest lucru se datorează avantajelor pe care le oferă: asigură o ușoară montare și demontare și o bună adeziune; oferă un control rotational, purtarea lor crează un minim de pistonare și în final stimulează dezvoltarea musculaturii.

Linerele siliconice (SIL) – sunt durabile și usor de curățit. Sunt destinate pacienților cu un nivel moderat de activitate, care au bonturi cu o bună acoperire cu țesut moale.

Linere Alpha SmartTemp Liner siliconic realizat de Otto Bock

(întârzie acumularea transpirației)

Linerele poliuretanice (PUR) – oferă o protecție crescută față de forțele care acționează asupra cupei. Utilizate pentru bonturi cu zone de sensibilitate sau cicatrizate. Datorită efectului de plutire, asigură o distribuție egală a presiunilor și oferă o fixare exactă și confortabilă.

Liner poliuretanic realizat de Otto Bock. 

Linerele copolimerice (TPE) – realizate de obicei dintr-un elastormer termoplastic și au proprietăți elastice; sunt potrivite pentru diferite tipuri de bont, dar sunt specific destinate pacienților cu un grad scăzut sau moderat de activitate și cu un bont cu pielea uscată (au un conținut de ulei cu rol benefic asupra pielii) . Utilizează cel mai adesea fixarea prin sucțiune sau cu pin.

Liner copolimeric Balance TPE 6Y93 (Otto Bock)

După fixarea în cupă, linerele se clasifică în:

Linere cu fixare prin vacuum sau sucțiune, utilizând valve sau pompe active; este utilizată în special în cazul linerelor de poliuretan, dar pentru ambele tipuri este necesară o cupă de tipul TSWBS – Total Surface Weight Bearing Socket.

Linere la care fixarea se face printr-un mecanism de blocare: un pin situat la capătul distal al linerului va închide socketul de fixare montat la suprafața interioară a cupei, la capătul distal al acesteia. Majoritatea linerelor siliconice utilizează acest tip de închidere.

Linere pentru care fixarea se face cu ajutorul unui pin metalic. Este utilizată în cazul linerelor copolimerice.

Fig. Schema de fixare

La fixarea cu vacuum sau sucțiune este necesară utilizarea unor manșoane de etanșeizare cu scopul de a menține fixarea. Se montează deasupra linerului și au rolul de a forma o capsulă etanșă care acoperă partea superioară a cupei. Acestea sunt alcătuite din diferite material elastice și au forme și curburi care imită forma bontului, astfel înlesnind purtarea.

Tipuri de proteze de picior. Stadiul actual

Modelul Carbon Copy II

Modelul a fost introdus pe piață în 1986 de Ohio Willow în America ca prim model de proteză compozit ce avea capacitatea de redare a energiei stocate. La construcția sa s-au folosit componente de design anterior precum:

Glezna rigidă

Kevlar/nylon pentru ranfors cu lamelă

Plăci compozite din fibră de sticlă-epoxy

Umplutură de Styrofoam de joasă densitate

Carcasă de poliuretan dur

Modelul are capacitatea de a oferi două nivele de returnare a energiei, un nivel primar în timpul mersului prin deflexia plăcilor compozit și un al doilea nivel în timpul activităților de efort mărit când intră în acțiune și lamelele de kevlar/nylon.

Este un model ușor, acceptat bine de pacienși datorită celor două nivele de activitate. Se utiliza bine pentru multe tipuri de amputații.

MODELUL CC.II

Dynamic response foot

Este formată dintr-o gleznă din lemn tip bloc de material încastrată în două straturi de densități diferite de spumă poliuretanică. Are o bună capacitate de absorbție a șocurilor și o trecere ușoară din faza de călcâi în cea de antepicior – adica un bun rulaj.

Este o componentă care prin construcția sa se adaptează ușor la orice tip de proteză și a fost puternic promovată ca model de firma Otto Bock.

Prezența celor două straturi de densități diferite de spumă asigură un comfort dinamic pentru mers.

Dynamic Response Foot Otto bock Dynamic Foot

( Produsă de Endolite și utilizată în golf)

Modelul Greissinnger

Un model multiaxial care permite rotația în toate cele trei etape:

– flexie/extensie

– inversie/eversie

– rotație internă/externă

Este un model indicat în special pentru amputațiile transtibiale cu grad mare de activitate.

Sunt folosite cu succes întrucât reduce solicitarea de forfecare ce apare între cupa protezei și bont.

Modelul este caracterizat printr-un schelet de gleznă de carbon, carcasa de poliuretan și glezna multiaxială.

Calilatea modelului se bazează pe capacitatea protezei de a se adapta mai ușor pe teren accidentat. Practic s-a trecut la un model de serie accesibil la prețuri mai scăzute, bazate pe tehnologia compozitelor de carbon. Se dovedește a fi un model mai accesibil dar care nu satisface o mobilitate extraordinară pe teren accidentat peste un anumit nivel.

Model Greissinger

Modelul Multi Axis Foot

Este un model format dintr-un schelet de carbon îmbrăcat în spumă poliuretanică. Permite flexie plantară și dorsiflexie precum și un relativ control al inversiei/eversiei. Înălțimea călcâiului este reglabilă și absoarbe bine șocurile și solicitările la torsiune.

Prin designul sau modelul induce un nivel mai mare de activitate.

Modelul multiaxis

Modelul Quantum

Un model englezesc produs de compania Hanger din Londra format dintr-un schelet de două lamele compozite cu o acoperire de poliuretan. Lamelele sunt din compozit fibră de sticlă-epoxy. Pe lângă buna mobilitate în flexie/dorsiflexie și inversie/eversie, modelul este unul foarte practic și ușor de asamblat. Întrucât modelul este constituit din două lamele conectate prin șuruburi de o piesă superioara de legatură, asamblarea simplă a permis tehnicienilor intervenții majore față de modelul de fabrică. Modelul permite tehnicianului să intervină între straturi cu adaosuri suplimentare pentru rigidizare sau adaos sub lamela inferioară pentru controlul înălțimii călcâiului. Faptul că lamela inferioar nu este cea care înmagazinează energia, permite modificarea sau refacerea acesteia oridecâte ori este necesar.

Modelul Quantum

Sach Foot

Considerat unul dintre cele mai cunoscute și utilizate modele din domeniul protezării, este un model ieftin și produs în scară largă cu variații mari la ora actuală în ceea ce privește scheletul interior. Este un picior din cauciuc cu o zonă de călcâi de densitate diferită față de restul piciorului. Piesa de legatură este atașată prin intermediul unui bolt. Deși foarte utilizat, este un produs nu foarte rezistent, cu o medie de viață de 6 luni-1 an. Zona metatarsiană este o zona care cedează preponderent. Deși nu este un produs foarte performant este foarte accesibil.

Solid Ankle Cushion Heel – SACH foot

Protezele compozite din fibră de carbon. Proteze sportive.

Compozitul de fibră de carbon este cel mai des întâlnint material în protezarea piciorului atletic în mare parte pentru că structura rezultată are rezistență și o rigiditate mare la o greutate relativ redusă. Pe de altă parte, aceste materiale sunt usor modelabile și permit un mare grad de flexibilitate al designului. Modificând gradul și direcția de orientare a fibrelor duce la variații ale rezistenței la încovoiere fără a adăuga alte materiale și greutate protezei și fără a interveni asupra designului. Rezistența la încovoiere a unui picior dat poate fi adaptată asigurându-se o încărcare elastică și o înmagazinare de energie maximă.

Piciorul protetic TruStep foot

Realizat de College Park Industrie, este un design de proteză articulatî de înaltă performanță și cu o utilizare moderată în domeniul sportiv. Modelul folosește amortizoare elastomerice pentru a asigura mișcarea și rotirea în timpul mersului. Are de asemenea două “degete” care se pot mișca independent unul față de celălalt și față de picior. Designul permite o mișcarea foarte apropiată de mișcarea naturală a piciorului în timpul mersului și asigură o stabilitate crescută.

Fig. TruStep foot

Flex foot modular II

Este o proteză sportivă specifică sprinterilor, pentru care cea mai importantă proprietate a protezei este rigiditatea. Cele mai multe multe proteze specific sprinterilor nu sunt articulate și se bazează pe capacitatea keel-ului/lamelei de a absorbi șocurile la încărcare mecanică și de a asigura stabilitatea purtătorului. Designul lor ajută la mutarea centrului de greutate al atleților către înainte.

Modelul Flex Foot Modular II este construit din două lamele din carbon-grafit, foarte ușoare, unite prin șuruburi și acoperite cu un strat de spumă elastică. O lamelă joacă rol de călcâi în timp ce a doua lamelă are rol atât de structur de susținere cât și de element de propulsie în faza de antepicior. Este primul model de acet tip care se realizează personalizat în funcție de greutate, înălțime și nivel de activitate. Modelul este indicat pentru bonturi care au o distanță de minim 13 cm față de sol (distanța măsurată între vârful bontului și sol).

Deși modelul revoluționează piața protezelor, prețul limitează aria de distribuție iar problema majoră pe care o presupune asamblarea acestui model este reglarea unghiului de deviație laterală a cupei. A fost necesară proiectarea unor piese de legatură special, diferite de cele clasice și care nu pot fi folosite decât pentru acest model. O altă mare problemă care duce la creșterea prețului de producție era necesitatea unei acoperiri din poliuretan sau EVA (ethel vinyl

acetate), în general imposibil de preluat de alte companii producătoare datorită dimensionării protezei.

Flex foot Modular II

Un alt model de picior protetic de tip Flex Foot este proteza Cheetah – datorită calităților redate, în 1996 a revoluționat domeniul protezării sportive.

Prezintă două funcționalităti aparte:

Avansare tibială activă – asigură un mers mult asemănător celui natural și reduce efortul în timpul mersului. Principiu: forțele vertical generate la contactul cu solul sunt stocate și redate într-o mișcare liniară progresivă. Astfel este redusă nevoia corpului de a efectua o propulsive activă utilizând piciorul collateral și egalizează lungimea pasului.

Răspuns proportional: Construcția personalizată si optimizarea stratificării fibrelor de carbon asigură o deformare proportțională cu greutatea pacientului și nivelul de impact.

Astfel se reduce și oboseala în timpul mersului.

Fig.1. Proteza Flex-foot Cheetah și metode de fixare: pe picior (a); cu conector laminat (b); cu conector pilon (c

Modelul Sprinter II are un design similar cu modelul Flex Sprint cu excepția alungirii părții de picior pentru a imita forma unui “deget”. Alugirea lamelei crește stabilitatea și echilibrul și asigură o mai bună absorbție a șocurilor. Curbura keel-ului ajută la propulsia atletului și crește dinamica alergării.

Flex-Sprint I Flex-Sprint II Sprinter II

Modelul C-Sprint petru alergătorii de distanță.

Pe lângă nevoile sprinterilor alergătorii de distanță necesită proteze cu o bună rezistență la oboseală, dar cu o flexibilitate și capacitate de absorbție a șocului optimizate ( datorită încărcărilor repetate). Preferate sunt cele din fibră de carbon și aliaje de titan.

Fibra de carbon asigură o rezistență crescută la oboseală ca și o crescută stocare a energiei și absorbție a șocurilor. Forma de “C” permite întregii proteze să se deformeze în timpul încărcării și de a transfera energia către mișcarea următoare.

C-Sprint petru alergătorii de distanță.

Capitolul 4. CTBlade – AirFlow Masterocket

– Design-ul propus pentru proteza transtibială

Componență modelului propus: Cupa protetică denumită AirFlowSocket

Lamela de carbon denumită CTBlade

Mastersocket – Concept ce presupune dezvoltarea tehnicii de realizare a unei cupe protetice optimizate cu un grad mare de personalizare, prin integrarea principiilor biomecanice, mecanice, fluidice și microelectronice. Astfel, prin utilizarea diferitelor tipuri de senzori se urmărește soluționarea problemelor care apar în protezarea transtibială.

Introducere

Primul obiectiv al proiectului de licență sunt realizarea design-ului de mastersocket (AirFlowSocket ) și a unui liner compozit care au ca scop rezolvarea problemelor rezultate în urma variațiilor de volum ale bontului si a efectului de seră realizat de linerele actuale. Acestea sunt o urmare a acumulării transpirației, a creșterii temperaturii în cupă și a frecării între suprafața bontului și cupă, iar în final duc la apariția ulcerațiilor.

Designul linerului compozit (bumbac-silicon) se bazează pe studii asupra rezistivității chimice a transpirației la nivelul bontului și are ca scop reducerea efectului de seră , asigurând astfel transferul de căldură și respirația pielii, transferul și retenția apei, respectiv a sarurilor.

Menținerea în intervalul fiziologic a temperaturii din interiorul cupei și la suprafața bontului se realizează prin vehicularea unui volum de aer prin convexie, prin interfața dintre linerul compozit și cupă, cu ajutorul unui sistem de ventilație, asigurându-se în același timp și un control al volumului de transpirație.

Cea de-a doua parte a proiectului este reprezentată de realizarea lemelei protetice simple de carbon, de tip “leaf-spring” și montarea acesteia la cupa amintită mai sus. Astfel obținem un design complet al protezei transtibiale.

În acest moment definim și cel de-al doilea obiectiv al studiului: creșterea gradului de comfort și reducerea solicitărilor la uzură a protezei în timpul mersului.

În cercetarea de față, s-a proiectat varianta constructivă a lamelei, prezentată în figura 5.1. Ea este folosită pentru protezarea unui pacient cu amputație transtibială cu o greutate de de peste 120 kg, limita superioară stabilită în standardele de protezare.

Fiind elemente cu rigiditate prestabilită și cu risc de uzură la impact peste limita de elasticitate, protezele din fibre de carbon sunt fabricate in regim personalizat și cu deficit de modularitate a amortizării șocurilor, motiv pentru care, variații ale masei purtatorului pot duce la deviații ale mersului. Utilizând o cameră cu pernă de aer îmbrăcată cu un mediu protectiv reușim să controlăm gradul de amortizare la impact și să reducem riscul de trecere a lamelei in domeniul de comportament elasto-plastic.

4.1. Realizarea cupei protetice din carbon termoforbabil și a linerului

4.1.1. Scopul și elementele de noutate ale sistemului

Menținerea în intervalul fiziologic a temperaturii bontului reprezintă unul dintre scopurile proiectului propus.

Acest lucru va fi asigurat de funcțiile celor doua componente ale noului sistem: un liner compozit, cu o structură specială și vehicularea unui volum de aer prin convexie, realizată cu ajutorul unui sistem de ventilatie.

Soluția propusă :

Design-ul linerului compozit cu o suprafață cu nervuri – reduce efectul de seră și permite respirația pielii.

Montarea ventilatorului și a deflectorului pe suprafața cupei – asigură controlul și direcționarea curenților de aer.

4.1.2. Studii asupra modificărilor de temeperatură și umiditate

La momentul actual protezarea transtibială și transfemurală utilizează linere de origine sintetică sau naturală cu rolul fixării și susținerii, reducerii vârfurilor de presiune și a forțelor de frecare la interfața bont-cupă.

Principalele probleme a unor astfel de sisteme sunt variațiile de temperatură și vasodilatația, care în final duc la creșterea în volum a bontului în cupă (9-12%). Urmarea acestora este favorizarea efectului de seră: apariția transpirației (crește volumul de apă și săruri) , o creștere a temperaturii și creșterea frecării, declanșând astfel apariția ulcerațiilor.

Pentru un pacient cu proteză transtibială, purtarea unui liner determină creșterea temperaturii cu 0.8 ˚C din momentul montării acestuia și o creștere de peste 1.7 ˚C după 15 minute de purtat. Dupa 15 minute începe un proces intens de transpirație și acumulare de lichid cu saruri. Acest efect este mult amplificat în cazul pacienților mai activi.

Linerul propus asigură convexia vaporilor de apă și menținerea temperaturii în limite normale pe suprafața bontului.

Figura 6 [1]. Harta termografică a unui picior amputat. Zone de temperatură ridicată

Un ciorap (natural) permite o absorbție bună și o respirație adecvată a pielii, dar nu ofera aderență, iar un liner elastomer oferă o aderență mare dar nu permite absorbție sau respirația pielii.

Astfel, soluția optimă actuală este sistemul ciorap-liner care oferă o absorbție limitată (ciorapul natural), pastrează un volum de aer blocat (silicon) și în final duce la o retenție a lichidului absorbit.

Necesitatea realizării unui nou sistem se explică prin nevoia eliminării sau atenuării factorilor care conduc la variațiile temperaturii și creșterea volumului bontului în cupă urmărind ca în final, să se reducă efectul uzurii la suprafața bontului și astfel producerea ulcerațiilor.

Figura 1. a) zona eficientă b) volum de aer blocat

4.1.3. Realizarea modelului de liner compozit

Echipamente utilizate

Design-ul linerului compozit se bazează pe studii asupra rezistivității chimice a transpirației de la nivelul bontului.

Rezistivitatea chimică (ρ) a transpiratiei la nivelul bontului = 1/conductivitate = caracteristica solutiei eliminate prin piele de a se opune trecerii curentului electric.

Această rezistivitate este măsurată cu ajutorul unui detector electronic (sondă Draminsky) și variază în funcție de factori precum: cantitatea de transpirație eliminată (apă, nivelul de săruri/substanțe minerale), pH, temperatură, ioni Na, Cl; Ca, Mg, K.

Principiul de funcționare și componentele unui astfel de detector sunt: doi electrozi inelari (capătul distal al sondei) între care trece un curent electric slab și formează un câmp electric; semnalul preluat este transmis mai departe către sonda de măsurare și afișat pe un display digital.

Figura 2: Măsurare (ρ) : Detector electronic

alimentat la o baterie 9V

Metoda de realizare a experimentelor

Pentru realizarea mastersocketului s-au realizat două elemente necesare reducerii efectului de seră dintre bont și cupa protezei – un sistem de ventilare și un liner care permite circualarea aerului între acesta și cupă.

Perspirația bontului și evoluția rezistivității transpirației în timp sub linerele clasice s-a masurat cu ajutorul unei sonde Draminski care masoară valoarea rezistivității unui fluid oferit de societatea Ortobiomek. Retenția de apă și săruri între liner și bont la care se adaugă creșterea temperaturii cu 2 grade duce la formarea unui mediu coroziv pentru piele dar și propice pentru bacterii. Intrucat pielea este un element mobil nu se poate vorbi de lipsa frecării nici macar la linerele siliconice , iar frecarea asociată lichidelor cu săruri duce la formarea ulcerațiilor, eczemelor etc.

Cauza identificată: volumul de fluid stagnant între bont și liner.

S-a realizat un liner care are o suprafață absorbantă pe partea dinspre epiderm care alternează cu o suprafață siliconică care conferă aderență prin frecare, și o față externă din silicon nervurat înspre bont care permite circularea aerului. Intrucat partea absorbantă nu este acoperită cu silicon și se află între canalele de ventilație se obtine o mișcare a vaporilor de apă dinspre bont spre exterior, contribuind astfel la menținerea unui nivel normal al calitatii bontului. Ventilarea permite și controlul temperaturii dintre bont si liner în limite normale.

Modul de lucru

Pentru realizarea design-ului și a funcționalității mastersocket-ului, scopul principal a fost rezolvarea problemelor care apar ca urmare a variației temperaturii.

Designul propus al linerului compozit are ca principal scop reducerea efectului de seră și permiterea circulației aerului peste o suprafață absorbantă.

Acest lucru este realizat prin crearea unui sistem de nervuri pe suprafețele linerului care să permită circulația sau eliminarea aerului, respectiv a umidității.

Figura 2. a)Descrierea linerului Figura 2. b) Structura linerului

Linerul este alcătuit din două componente: bumbacul (componenta naturală) și siliconul aplicat pe acesta (componenta sintetică).

Practic, construirea linerului ține cont o serie de grosimi/înălțimi și volume eficiente, după cum urmează:

Veficient absorbit = VLiner – VSilicon = Vtranspirație

Figura 3. Schema de principiu a linerului compozit

Figura 3. Schema de principiu a linerului compozit

Datorită structurii sale micro, bumbacul are un grad de absorbție extrem de ridicat (absoarbe ΔV apă = 27X greutatea sa). Bazat pe această calitate, linerul compozit cu componență de bumbac asigură un transfer de umiditate și căldură eficient , respirația pielii prin suprafața de bumbac dintre siliconul aplicat, dar și o retenție eficientă a sărurilor.

În final, bumbacul oferă comfortul necesar purtării, dar și o ușoară curățire prin spălare.

Prezența unor nervuri fine sau a unor depuneri punctiforme de silicon pe suprafața interioară a linerului asigură fixarea pe bont. Nervurile siliconice prezente pe suprafața exterioara a linerului și aplicate la o distanță determinată vor păstra chiar și în urma fixării și presării bontului în interiorul cupei un diametru eficient al canalelor, astfel asigurând trecerea aerului. Linerul cu nervuri permite o circulație liberă, dar dirijată a curenților de aer.

Siliconul folosit pentru realizarea linerului este de tip medical 5-30 shore. Pentru inserția părților absorbante s-a folosit adeziv pentru silicon.

4.1.4. Proiectarea sistemului de ventilație

Pentru a păstra în intervalul fiziologic temperatura din interiorul cupei și la suprafața bontului, un volum de aer se vehiculează prin interfața dintre linerul compozit și cupă, cu ajutorul unui sistem de ventilație montat pe cupă. Aceasta se obține prin utilizarea unui ventilator montat în zona inferioara a cupei protezei.

Montajul ventilatorului în zona inferioară a cupei se face prin atașare cu șuruburi. Greutatea ventilatorului nu influiențeaza foarte mult greutatea protezei. Pentru moment soluția propusă obligă la folosirea unei cupei cu lamelă dar se lucrează și la un model care sa permită atașarea sistemului de ventilație sub sistemul clasic de atașare.

Intrucat curenții de aer tind să racească inițial vârful bontului, s-a atașat un deflector în spațiul dintre suprafața inferioară a bontului și cupă, cu o circumferință variabilă functie de circumferința bontului. Rolul lui este de a asigura un control direcțional al curenților prin limitarea volumul de aer care vine în contact direct cu vârful bontului, eliminând riscul răcirii extreme a varfului; se crează o zonă eficientă de racier prin orientarea fluxului spre pereții protezei.

Figura 4. Ventilator

Carecteristici ventilator:

– 5000 rotații/minut

– 83 de rotații /secundă Figura 5. Schema de montare

– alimentat la o baterie de 9V ( ventilator și deflector)

De asemnea, pe suprafața exterioară a cupei, montarea unui întrerupător permite pornirea și oprirea manuală a ventilatorului de către pacient, iar montarea potențiometrului permite și un control al turației acestuia. Sistemul de ventilație este alimentat de o baterie de 9V și poate fi corelat cu un senzor de control al umidității și temperaturii de tip SHT15 conectați la un sistem Arduino cu posibilitate soft pe android.

POZĂ întrerupător

Primul avantaj obținut prin atașarea sistemului propus a fost reducerea creșterii volumului bontului în timpul purtării până în limita de 5%. (în mod normal creșterea în volum este de 12%, iar variația se masoară cu ajutorul unui pletismograf).

Al doilea rezultat pozitiv este reprezentat de creșterea perioadei de purtare a protezei; reducerea uzurii tegumentare și a solicitărilor de suprafață ale pielii au determinat o creștere a gradului de comfort.

4.2. Realizarea lamelei de carbon

Protezele de tip „leaf spring” au îmbunătațit calitatea vieții pacienților cu amputații transtibiale atât prin creșterea gradului de mobilitate cât și prin reducerea greutății dispozitivului. Protezele de carbon au capacitatea de a reda o parte din energia stocată în timpul deformării crescând astfel mobilitatea și funcționalitatea.

Procesul de selectare și montaj al unui astfel de dispozitv este unul foarte dificil datorită rigidității produsului construit în două variante – pentru mers sau pentru alergat. Dacă protezele pentru mers sunt mai flexibile, cele pentru alergat sunt foarte rigide întrucât trebuie să facă față solicitării mari din timpul alergării; practic, sarcina sub care începe deformarea este mult mai mare decât cea necesară deformării lamelei în timpul mersului.

4.2.1. Scopul proiectării. Considerații teoretice

Ajustarea gradului de amortizare la impact

Creșterea gradului de comfort

Reducerea solicitarii lamelei

În stadiul actual, protezele din fibre de carbon sunt elemente cu rigiditate mare și fixă și risc de uzură în contact cu solul. Întrucât rașina ce îmbracă proteza este sensibilă la impact, suprafața bazală a lamelei este protejată de un strat de cauciuc.

Lamelele pot fi executate în două variante constructive: monobloc și sub forma de stratificat. Fabricarea compozitului epoxi/carbon fibre urmărește următoarele obiective:

– contribuția fibrei de carbon: proprietăți mecanice, volum, orientare în compozit;

– reducerea tensiunilor interne corelată cu proprietățile interfeței fibră-rășină;

– greutate și cost minime.

Aceste obiective sunt corelate cu dimensiunea și configurația lamelei, sculelor de fabricare și metoda de fabricare. Este utilizată fabricarea lamelelor prin două procedee de fabricație: turnarea prin injecție prin procedeul RTM (Resin Transfer Molding) și execuția stratificatului din lamele preimpregnate supuse unui process de polimerizare. Alegerea metodei de fabricare RTM cât și de realizare pereimpregnîrii este, justificată din punct de vedere comparativ cu alte procese de fabricare, de raportul performanță- volum de producție.

Utilizarea preimpregnatului în fabricarea picioarelor protetice și în general a protezelor transtibiale prezinta o serie de avantaje în raport cu procedeele clasice de realizare a materialelor compozite inclusiv cu procedeul RTM . Tehnica de realizare a preimpregnatului constă în impregnarea unei țesături din fibră de carbon cu rășină epoxy după care ansamblul obținut este polimerizat partial. Formarea finală se obține, în mod obșinuit în autoclavă sau cu sac sub vid. În cercetarea de față s-a urmărit construcția lamei protetice alcătuită din 3, 5 și 7 straturi (lamine). În acest sens s-a realizat următoarele construcți ale stratificatului:

– stratificat format din 3 straturi la care stratul central este format din preipregnat unidirecțional învelit de-o parte și alta de un preimpregnat având țesătura în legătură diagonală;

– stratificat format din 5 straturi la care trei straturi sunt de preimpregnat unidirectional învelite pe o parte și alta cu câte un strat preimpregnat având țesătura în diagonală;

– stratificat format din 7 straturi la care cinci straturi sunt formate din preimpregnate unidirecțional învelite pe o parte și alta cu un preimpregnat cu țesătură în diagonala.

Lamelele din carbon nu au capacitatea de a face contact perfect “plan pe plan” în timpul deplasării, motiv pentru care doar un procent din suprafața lamelei este solicitată, acest lucru determinând solicitări de torsiune cât și fenomene abrazive zonale. Tehnica actuală presupune realizarea de lamele compozit prin procedeul de infuzie de rășină în țesătură. Noi propunem o lamelă din compozit termoformabil hibrid cu protecție gomflabilă ce permite reglarea nivelului de absorbție a șocurilor.

Fig. Comportamentul piciorului asemanator cu al unei anvelope auto

(tensiuni normale și laterale în statică și în timpul deplasarii cu viteză mică )

Ca orice material care se deformează, lamela de carbon este proiectată astfel încât deformarea sa sub acțiunea greutății să se pastreze în limita regiunii de elasticitate și să nu ajungă în domeniul de plascticitate.

Fig.3. Comportamentul liniar al carbonului în deformația de alungire. Cercul negru este zona pe care modelul propus o atinge.

P|iciorul protetic sau lamela de tip “leaf-spring” este construită din compozite epoxidice armate cu carbon termoformabil ( fibre de carbon cu aramidă sau fibră de sticlă impregnate cu o rașină specială). În momentul actual forma constructivă a acestor lamele constituie o noutate tehnologică în domeniul protezelor sportive pentru amputații transtibiale. De aici și puținele informații publicate legate de tehnologia de fabricație cât și de testare a caracteristicilor de material în condițile folosirii în construcția lamelelor.

Materialul pentru ranfors de bază este țesătura de carbon iar matricea este rașina termosetting.

Fig. Varianta constructivă a lamelei de carbon de tip “ leaf-spring” și solicitările care se produc.

4.2.2. Realizarea lamelei

În implementarea metodei s-a ținut cont de caracteristicele de impact ale lamelei, cum ar fi:

Rezintența la încovoiere

Rezistența la impact

Rezistența la solicitări ciclice

Gradul de amortizare

Rigiditatea lamelei

Pentru realizarea designului protezei s-au luat în calcul următorii parametri/factori:

Modelul scheletului să permită estetizarea și utilizarea în încălțăminte

Unghiurile de racord în momentul procesării plăcilor termoformabile să nu permită cutarea țesăturii de carbon și alterarea gradului de umectare cu LPET

Gradul de sudare al plăcilor între ele sa fie uniform

Cost redus de procesare

Linie de producție minimalistă care să permită implementarea utilizarii metodei la nivel de laborator.

Echipamente și tipuri de materiale utilizate.

Placa termoformabilă de compozit CARBON/LPET 1000x600x0,7mm

LPET este un poliester termoplastic amorf (PET type) care se topește în marja de temperatură de 160-180̊C. Se modelează și umectează fibra de carbon utilizată ca ranfors la temperaturi de 200-230̊C, iar temperatura maximă de utilizare este de 60̊C. Se remarcă printr-o mare rezistență chimică.

LPET reprezintă matricea suport pentru compozit folosită sub formă de fire printre firele de carbon în țesătură într-un anume procent. Prin tratamentul termic al țesăturii are loc umezirea firelor de carbon cu polimer iar în condiții de presiune în matriță, aceasta se transformă în placă.

Placa obținută în aceste condiții este în continuare termoformabilă cu caracteristicile prezentate n tabelul de mai sus. Avantajul major al plăcilor compozit cu LPET este capacitatea de adeziune în regim de temperatură și presiune.

Pentru realizarea lamelei CTAirblade s-a folosit un compozit – placa de carbon termoformabil cu 42% carbon +fibră de sticlă + fibre aramidice. Materia primă de bază fost pusă la dispoziție de firma Comfil Suedia. Plăcile sunt de grosimi diferite de la 0.3-1.5 mm din țesătură de carbon biderecțională sau unidirecțională cu matrice LPET termoformabilă.

ISO 527 / 178

Matrița pentru proteză a fost realizată din structură ceramică cu față de aluminiu conform proiectării. Pentru realizarea lamelei s-au folosit mai multe straturi de compozit presate rapid la o temperatură cu 15˚ mai mare decât temperatura de curgere a matricii. Pentru presarea plăcilor pe matriță s-a folosit un dispozitiv realizat în laborator pe bază de vacuum și membrană elastomerică. Forța dezvoltată de vacuum este de 9t presiune. Lamela este menținută sub presiune pînă la scăderea temperaturii sub 100 ˚ când are loc o răcire bruscă. Urmează procese de tratament termic necesare creșterii rezistenței mecanice a lamelei.

Procesul de matrițare și laminare prin stratificare s-a realizat cu sprijinul societatii Ortobiomek.

4.2.3. Atașarea anvelopei. Influiența anvelopei pe lamelă

Lamela de carbon poate fi asemanată cu un arc de torsiune întrucât în timpul deformației diametrul racordului dintre cele două brațe se micșorează. Deformatia are loc în intervalul dT = contact “călcâi”…”push off”; cu cât dT asupra lamelei este mai mic cu atât solicitarea pe lamelă este mai mică.

Deși compozitul este format din matrice (polimer) și ranfors (țesătură carbon), doar firul de carbon rezistă cel mai bine la solicitări dinamice cu viteza mare. Anvelopa gonflabilă reușește să atenueze viteza de impact , reduce din momentul de torsiune prin uniformizarea suprafeței de contact , reduce reacțiunea solului și astfel se reduce efectul balistic de propulsie (teoria Pitkin).

Pentru aceeași lamelă de carbon, prin adăugarea anvelopei, deformarea lamelei apare defazat cu t1 (timpul de deformație al anvelopei).

Fig.Schema

Figura.

Observatie: Camera gonflabilă reduce propulsia forțată, amortizează și îmbunătățește faza de rulaj.

Fig: Energie potential ă Fig. Energie înmagazinată

Profilul lamelei permite atașarea uneia sau a două camere gonflabile, în funcție de sarcina suportată sau de nivelul de control inversie/eversie a lamelei.

Fig.4. Construcția protezei transtibiale cu lamelă și sistem gomflabil

Camera gonflabilă poate fi modelată anatomic folosind modelul “retinaculum”. Camera de aer este protejată de o membrană (fascie) de compozit elastomer.

Metoda de testare

Proteza propusă a fost realizată pentru un pacient în vârstă de 40 de ani, 138 kg cu amputație transtibială dreaptă.

Varianta prezentată este construită în gama de grosime a stratificatului de 4-8 mm.

Pentru evidențierea diferenței de comportament sub sarcină s-a folosit o placă cu senzori capacitivi de presiune (matrice 50×50 senzori) și un soft de evaluare a parametrilor de forță, viteză, suprafață de contact – Biomech 2002.

Fig.5 Graficul de evaluare a lamelelor cu membrană gonflabilă

Fig.5 Graficul de evaluare a lamelelor fară membrană

S-a realizat testarea cu membrană gonflabilă în imaginea din graficull de sus comparativ cu lamela fără membrană gonflabilă. Graficul corespunzător lamelei cu membrană – pune în evidență capacitatea de amortizare a șocului de impact dar și scurtarea timpului de rulare a protezei precum și creșterea suprafeței de contact cu solul.

Fig . Lamela CT Airblade în alergare

Fig . Piciorul anatomic în alergare

Una din marile probleme în protezele actuale din carbon este suprafața de contact eficientă cu solul, datorită lipsei unei articulații la nivelul gleznei care să poziționeze baza lamelei paralel cu solul, în general existând un unghi de contact care solicită marginile protezei.

Pentru testare s-a folosit o presiune de umflare variabilă în funcție de greutatea pacientului în momentul testării. În general, presiunea nu a depașit limita maximă admisă de 2.2 psi.

Fig.5 Varianta finală dar nefinisată estetic a protezei

Capitolul 5. Tipuri de material utilizate. Materiale și metode de testare.

Caracterizarea geometrică a materialelor compozite. Clasificarea materialelor compozite.

Tehnologiile textile au evoluat de-a lungul timpului, iar termenul de textil a dobândit recunoaștere globală. Țesăturile sunt realizate din elemente de tip fibră, filamente, fire sintetice sau naturale. Produsele realizate din aceste materii prime se recunosc sub denumirea de tricotaje, țesături tubulare, ațe, corzi, fringii, împletituri, țesături.

Caracterizarea textilelor introduce trei notiuni importante. Prima este aceea că au la bază materiale fibroase. Fibra este materia primă caracterizată prin flexibilitate, finite și raport mare lungimne/grosime (în general mai mare de 100). Diametrul fibrelor folosite în textilele pentru compozite (sticla, carbonul aramid, polipropilena, carbonul) variază între 5 μm si 50 μm.

Fibrele continue sunt numite filamente. Fibrele de lungimi finite sunt de tip scurte, disccontinue, tocături cu lungimi de la câțiva milimetri la câțiva centimetri. Fibrele formează fire și straturi fibroase. Acestea stau la baza țesăturilor.

A doua caracteristică a textilelor este cea de natură ierarhica. Se pot distinge trei nivele ierarhice: (1) fibre la nivel microscopic, (2) fire – unități de celule repetitive și straturi la nivel mesoscopic și (3) țesături la nivel macroscopic.

Fiecare nivel este caracterizat de o anumită lungime, aproximativ 0.01 mm pentru diametrul fibrelor, 0.5-10mm pentru diametrul firelor și unitățile de celule repetitive și 1-10m sau mai mult pentru structurile textile.

Fiecare nivel este definit dimensional cu fire și fibre în general caracterizate unidimnesional în timp ce țesăturile sunt caracterizate tridimensional. De asemeni, există o caracterizare structurală – fibrele sunt răsucite în fire, firele sunt răsucite în țesătură, iar țesătura în textil.

Textilele sunt materiale structurate. Un fir poate fi reprezentat ca o tijă flexibilă, iar o țesătură ca o memebrană. Această abordare este utilă, dar structura internă trebuie considerată dacă se dorește caracterizarea comportamentală a obiectului realizat din țesătură – de exemplu comportamentul la compresia transversală a firului sau comportamentul la forfecare al țesăturii. Proprietățile unei țesături sunt date de proprietățile fibrelor transformate în structura textilă. Modul de prelucrare al textilului și designul aranjementelor firelor dau proprietățile finale ale țesăturii folosite în materialele compozite.

În figura de mai jos sunt prezentate valori ale rigidității la încovoiere pentru fibra de sticlă si carbon. Tendința pentru valul de fibră de sticlă nu este liniară datorită variației diametrului între 13-21μm pentru diferite fire. Firul de carbon este constituit din fibre de 6μm. Diferența între diametrele fibrelor explică de ce rigiditatea de încovoiere a sticlei este mai mare.

Rigiditatea la încovoiere a rovingului de sticlă și carbon

Principalul aranjament studiat al firelor pentru țesături utilizate ca ranfors pentru compozite este cel 2D. O caracteristică a structurii 2D este fermitatea structurii sau cât de strânsă este legătura între fire, determinată de modelul de țesere și libertatea de mișcare a firelor. Fermitatea materialului este diferită de fermitatea țesăturii și este raportul dintre numarul de spații goale la dimensiunea materialului. Fermitatea țesăturii caracterizează modelul țesăturii oferind indicații asupra proprietăților materialului funcție de tipul de țesătură. Există două metode de caracterizare a fermității țesăturii:

( 1 )

Wa – warp = urzeală

We – weft = bătătură

=numărul de tranziții urzeală-bătătură de la un cap la altul al materialului, iar denominatorul este înmulțit cu 2 în așa fel încât să avem valoarea 1 pentru țesături plane.

( 2 )

O fermitate slabă indică o slabă fixare a firelor în material, o slabă stabilitate a materialului și o mai mare capacitate de drapaj. O stabilitate mică indică faptul că este ușor de deformat. O mare fermitate apare la materialele cu textura creată/ fire strânse ceea ce duce la scăderea rezistenței materialului.

Studiul geometriei și deformației firelor din țesătură este util în studiul materialelor compozite multistrat din protezele de picior întrucât tehnica de realizare a compozitului este cea de infuzie de polimer sau startificare straturi de material cu aplicare manuale. Funcție de deformarea sub presiunea negativă dată de vacuum, deformarea prin suprapunearea straturilor, deformarea dată prin alungirea țesăturii pe geometria matrțtei ne ajută să întelegem gradul de impregnare cu rășină în acele zone pentru a stabili fracția de volum generală sau pe secțiuni.

O problema în determinarea tensiunilor dintr-o proteză de picior este determinată de faptul că raportul fibră/polimer diferă ( în limite relativ mici dar semnificative ca influiență) pe toată lungimea compozitului.

Gama de materii prime pentru protezele de picior compozite este foarte mare. Deeterminarea caracteristicilor de material sau a modului de comportare a unei proteze din punct de vedere mecanic este foarte dificil deoarece nicio companie nu oferă detalii exacte asupra tipului de fir folosit în țesătură, caracteristicile de țesătură folosite și mai ales a gradului de suprapunere între anumite tipuri de țesături. Multe companii descriu produsul final ca fiind din compozit carbon fără a preciza dacă această țesătură are pondere de 100%.

Se cunoaște faptul că se combină țesturi din sticlă-carbon-bumbac-nylon fără precizări de procentaj. Practic definiția pe care o dau este ambiguă pentru ca nu fac referire la caracteristicile firului de nylon sau bumbac și care dintre cele două au cea mai mare variabilitate în țesături, spre deosebire de cel de carbon. În toată această teorie secretul constă în modul de alegere a ordinii de aranjare a țesăturilor astfel încât tensiunile să fie preluate “într-o formă cât mai elastică”.

Tensiunea biaxială în plan. Descrierea comportamentului textilelor supuse la tracțiune

Scopul informațiilor prezentate este de a evidenția comportamentul textilelor la solicitarea în direcția fibrei. În timp ce NCF –urile (non crimp fabrics – nu se încrețesc) prezintă comportament relativ liniar, fibrele rămânând în linii mari paralele în planul materialului, materialele țesute au în general proprietăți mecanice neliniare. Diametrul fibrelor individuale în fir este foarte mic (5-7μm pentru carbon și 5-25μm pentru sticlă) comparativ cu lungimea lor. Consecutiv ele pot fi solicitate unei tensiuni de deformare în direcția fibrei h1.

Fibrele sunt reunite în fire. Diferite structuri de fire pot fi obținute funcție de aranjamentul fibrelor în fir. Vom presupune că fibrele sunt juxtapuse (nerăsucite). Acest lucru permite relativa alunecare a fibrelor între ele atunci când firul este supus unei încovoieri. Din starea de tensiune trebuie definită tensiunea în fir:

dS , unde este suma suprafețelor fibrelor ce formează un fir.

Daca două rețele de fire în direcția h1 și h2 sunt considerate , starea de tensiune pentru domeniul definit de cele doua fire în rețea are forma:

Iar tensorul tensiunilor ce poate fi transmis este:

,

, ,

Textile bidirectionale : a) nețesut b) țesut

Indicatorii 11 și 22 arată încărcarea paralelă după cele două direcții ale firelor. Când urzeala și bătătura sunt țesute, are loc o interacțiune datorită structurii intercalate. În alungire, firele tind să se îndrepte și să devină plate. În cazuri extreme, unde firele transversale se pot deplasa, firele solicitate devin perfect drepte; firele transversale au un grad mare de crimp (încrețire, =0) . În cazul intermediar se ajunge la o stare de echilibru în care pe cele două direcții se observă variații de undulații.

Interactiunile tensiunilor la tractiune

Este clar că acest fenomen este biaxial și cele doua direcții intercationează. Comportamentul la tracțiune al materialelor țesute este neliniar la tensionări mici chiar și atunci când firul este în tensiune liniară.

Coportament neliniar al materialului la tensionarea firelor elastice

Răspunsul la tensionare este dependent de raportul de alungire dintre urzeală și bătătură. Acest fenomen neliniar este observat la comportamentul materialelor la tracțiune la nivel macroscopic datorat nonlinearitatii geometrice la nivel mesoscopic (unitățile repetitive de celule) și este amplificat de gradul de compactare la nivel microscopic.

Comportamentul la alungire al suprafețelor

Pentru un material supus la solicitare în plan, starea de tensiune poate fi descrisă de tensorul la tracțiune a cărui formă este:

(este comportamentul mecanic al materialului de ranfors definit de relația dintre tensiunile din fir considerate rezultanta tensiunilor de la ambele capete ale firului)

Tensiunile pe direcțiile de urzeală și bătătură, si depind de ambele alungiri datorită interacțiunilor dintre urzeală și bătătură.

Pentru un domeniu de țesătură din elementare întrețesute supuse la alungire biaxiala în plan, ecuația dinamică poate fi scrisă în forma următoare:

(este descries comportamentul la alungire definit de două suprafețe biaxiale ce definesc solicitările din urzeală și bătătură ca funcție de alungirile biaxiale).

= lucrul virtual datorat sarcinilor externe

f și t reprezintă volumul dat și sarcinile de suprafață,

și sunt marginile domeniului de material (Ω)

L1 și L2 sunt segmente de lungime ale firului în cele două direcții ale firelor pentru o celulă

Iar ρ este densitatea materialului.

Schema generală de testare la solicitare biaxială este prezentată mai jos:

Dispozitiv de alungire-compresie fără servocontrol între cele două axe de alungire

Acest tip de material este folosit în producerea de preforme folosite în procesul RTM (resin transfer moulding). Densitatea materialului pe o direcție este numărul de fire pe unitatea de lungime de material. Caracteristica de crimp este definită ca:

Fibra de carbon

Fibra de carbon este un material format din fibre extrem de subtiri, cu un diametru de aproximativ 0.005–0.010 mm, în care atomii de carbon au cel mai mare procentaj. Atomii de carbon se aglomerează si formeaza impreuna cristale microscopice care sunt mai mult sau mai putin aliniate paralel cu axa lunga a fibrei. Cateva mii de fibre de carbon sunt rasucite impreuna pentru a forma un fir, care poate fi utilizat ca atare sau sub forma de tesatura.
imitând materialul fabricat în textile. Ca si in cazul fabricarii acestuia, fire subtiri de carbon in stare aproape pura sunt rasucite impreuna pentru a forma un fir.

Strauri subtiri de astfel de material sunt asezate unul peste altul astfel incat sa aiba o anumita forma, in general manual, folosind un anumit tip de mucegai, iar apoi se aplica un polimer care sa “lege” tesatura din fibra de carbon. De cele mai multe ori, polimerul este un material epoxidic care se intareste prin incalzire, presare sau prin ambele. Dupa ce piesa este finisata, aceeasta este scoasa din mucegai, fiind gata de folosire.

Aceasta este realizata din fibre derivate din procesarea petrolului si contine 85% carbon. Fibra de carbon este realizata din filamente de carbon impletite. Fibra de carbon (fibra de carbon), alternativ fibre grafit, grafit carbon sau CF, este un material alcătuit din fibre extrem de subtiri aproximativ 0.005-0.010 mm în diametru și cea mai mare parte compus din atomi de carbon. Atomi de carbon sunt legate împreună în cristale microscopice care sunt mai mult sau mai puțin aliniate paralel cu axul lung al fibre. Alinierea cristal face fibra foarte puternic pentru dimensiunea sa. Mai multe mii de fibre de carbon sunt rasucite impreuna pentru a forma un fir, care poate fi utilizat de către ea însăși sau țesute într-o țesătură. Fibra de carbon are mai multe modele diferite de legătură și pot fi combinate cu o rasina de plastic și rană sau turnată pentru a forma materiale compozite, cum ar fi fibra de carbon din material plastic armat (de asemenea, menționate ca fibra de carbon), pentru a oferi un material de înaltă rezistență-greutate raport. Densitatea de fibra de carbon este, de asemenea, considerabil mai mică decât densitatea de oțel, fiind ideal pentru aplicații care necesită greutate redusa. Proprietățile de fibra de carbon, cum ar fi rezistența la tracțiune mare, greutate scăzută, și expansiunea termică scăzută  Fibra de carbon este foarte puternic atunci când întinse sau îndoite, dar slab când este comprimat sau expuse la mare șoc.

Țesătura tip “twill” din carbon 2×2

Twill-ul este un tip de țesătură cu o distribuție urzeală-bătătură pe diagonală. Acest lucru est obținut prin trecerea firului de bătătură peste una sau mai multe fire de urzeală și apoi pe sub două sau mai multe fire de urzeală într-o formă repetitivă, cu un pas între rânduri care oferă modelul pe diagonală.

Model de țesătură twill

Materialul tip twill este construit din fire compuse din 6000 fibre de carbon de înaltă rezistență. Atât în direcția urzelii cât și a bătăturii densitatea firului este de 0.35fire/mm. Tenacitatea firelor este de 420N iar comportamentul rezistenței la alungire este aproximativ liniar.

Nivelul de încrețire ( crimp ) al țesăturii este de 0.35%. Curba de alungire biaxială pentru diferite nivele de alungire este reprezentată în graficul de mai sus. În graficul de mai jos este reprezentată deformarea suprafeței.

Deși fibrele de carbon manifestă un comportament liniar, reprezentarea curbei forței de întindere la alungire pentru material este mult neliniară la sarcini mici și apoi liniară la sarcini mari. Gradul de neliniaritate scade cu creșterea raportului k similar țesăturii de sticlă.

Limita de rupere se atinge pentru valori ale alungirii ε=0.8% (k=1), în timp ce zona neliniară se întinde cu aproximativ 0.3%. De asemeni, când materialul este solicitat, de exemplu în timpul formării, țesătura se află într-o stare nonliniară.

Limitele capacitatii de modelare

Una din diferențele majore între prelucrarea prin aplicarea rășinii peste țesatură și modelarea unei placi matrice-țesătura este valoarea unghiului de racord dintre două plane pe care compozitul le acoperă continuu.

În cazul aplicării țesăturii peste două suprafețe unite printr-o suprafață de racord, aceasta poate fi distorsionată în sensul eliminării piscurilor.

În cazul plăcilor termoformabile acest lucru este aproape imposibil de realizat motiv pentru care există limitări de prelucrabilitate a acestora.

Pentru a întelege fenomenul este suficient să reducem deformația la nivel de fir/fibră, ca în desenul de mai jos:

Țesătura din fibră de sticlă

Acest material este aproximativ echilibrat (proprietățile pe direcția urzelii și bătăturii sunt aproximativ identice). Densitatea firului este de 0.22fire/mm iar crimpul (încrețirea) este de 0.4%. Firele individuale se comportă ușor neliniar la întindere datorită coeziunii în fir ușor ineficientă și faptului că filamentele nu sunt riguros paralele. Tenacitatea firului este de 350N iar rigiditatea de 38KN. Curba tensiune-alungire pentru materialul țesut are un grad mare de nonliniaritate la valori mici ale forței, urmând ca apoi sa devină liniară la valori mari ale forței.

Nonlinearitatea este dată de imperfecțiunea geometrică ce apare la nivel de fibră, mai exact datorită gradului de tensionare la nivelul meso și nivelului de compactare la nivel micro. Zonele de neliniaritate depind de raportul de alungire. Nonlinearitatea este mai mare pentru teste în care deplasarea în alte direcții este mai mare. Aici firele tind să devină drepte sub sarcină mică. Odată firele orientate pe o direcție, îndreptate, comportamentul materialului este identic cu cel al firului în forma multiplicată.

Valoarea deformării specifice acestei tranziții este reprezentată de valoarea crimpului ( încrețirii ) în direcția de solicitare. Din curba tensiune-alungire pentru diferite rapoarte de alungire este posibilă generarea comportamentului suprafeței biaxiale.

Generarea comportamentului tesaturii dupa curba tensiune-alungire

Țesătura de fibră de sticlă dezechilibrată

Rigiditatea firului de bătătură este de 75KN per fir, iar cea a urzelii este de 8.9KN per fir. În consecință, materialul este într-o stare dezechilibrată și ca atare comportamentul materialului este neliniar față de comportamentul firelor individuale. Curbele de comportament pentru firele de urzeală și bătătură sunt diferite așa cum reiese și din graficul de mai jos.

Firul de batatura care este mult mai rigid are un comportament care este influientat in mica masura de alungirea urzelii.

Test de deplasare orizontală

Test are ca obiectiv evaluarea deplasării orizontale a călcâiului și a zonei de keel.

Scop: Procedura de testare definește metoda de evaluare a unui model de picior artificial cu călcâi și keel deformabil. Testul poate fi corelat cu un test ISO de rezistență la oboseală.

Echipament necesar:

Cadru de testare conform ISO 10328 sau o celulă de încărcare verticală conform specificațiilor.

Dispozitive de măsura liniare.

Elemente de fixare

Capacitate de testare în limita a 20̊ de înclinare

Schema generală a platformei de testare

Schema generală a platformei de testare in regim de 15̊-20̊ inclinare

Criterii de evaluare:

Deplasarea vârfului zonei de keel este >25mm

Deplasarea vârfului zonei de calcaneu este >5mm

Sub valorile indicate dispozitivul este consider foarte rigid.

NOTA: Metodele de testare și evaluare sunt conforme cu normele Academiei de Ortezare/protezare din SUA.

Normele de evaluare sunt considerate acceptabile cu excepția ratei de încărcare de 200N/s. Justificare – rata de încărcare bilogică este sub 1s. Viteza de solicitare este un factor determinant al condițiilor de solicitare și este un indicator valoros al rezistenței la oboseală.

Aceste teste dau informații asupra gradului de flexibilitate al produsului și a parametrilor pe care trebuie să-i atingă deformația unui dispozitiv protetic.

Pentru protezele de picior realizate din rășini plastice ranforsate cu fibre sintetice se pune problema vitezei de solicitare întrucât o mare problemă a acestor sisteme este procesul de delaminare sau solicitarea la forfecare.

Principalele fibre folsite în realizarea protezelor de picior sunt fibra de sticlă, fibra de carbon alături de rășini precum rășina epoxidică sau poliesterică.

Efectul vitezei de solicitare asupra rezistenței la testele de solicitare a compozitelor

Există un avans tehnologic enorm al materialelor compozite și al tehnologiilor ce folosesc astfel de materiale. În domeniul protezării materialele compozite au devenit o materie primă curentă ncepind cu anii 1990. Primele materiale compozite folosite au fost de tip rășină-țesătură tubulară folosită în tehnica realizării cupei de protezare. Adevarata provocare a apărut odată cu dezvoltarea protezelor de picior și a anumitor elemente de legătură de tipul adaptorilor și a pilonilor din materiale composite, rezultate din necesitatea de a reduce greutatea generală a protezei.

Protezele de picior din materiale compozite au avut o abordare greșită întrucât s-a plecat de la un material foarte scump, care a intrat greu în preferința pacienților și astfel evaluarea tehnologiei a fost foarte dificilă. O decizie corectă ar fi fost o abordare treptată care să implementeze treptat materiale din ce în ce mai performante în limita maxim necesară. Limita maxim necesară face referire la idea că un material compozit realizat exclusiv din fibre de carbon sau carbon-sticlă nu este cea mai bună solutie.

Un al doilea impediment pus în evoluția acestor produse a fost designul care a căpătat ulterior o importanță majoră fără a ține cont însă de calitățile materialului, motivul primordial fiind intrarea pe piata cu un produs “inovator”. Mult lăudatele proteze din carbon au trei mari impedimente – sunt realizate dintr-un material casant, necesită o acoperire higroscopică și prezintă fenomene de delaminare. Delaminarea este principal problemă întâlnită în cazul compozitelor utilizate în protezare întrucat solicitările la care sunt supuse astfel de proteze sunt complexe. Trebuie recunoscut faptul că toate companiile îmbracă suprafața plantară a protezelor compozite cu un strat de minimum 3 mm de cauciuc pentru a proteja dispozitivul de șocul produs la impactul cu solul sau cu un material casant.

În cele ce urmează se face referire la impactul vitezei de solicitare asupra materialelor compozite. Motivul este unul simplu – timpul de încărcare/descărcare în timpul mersului normal este de 800-1300 ms. În general testele actuale fac referire la capacitatea de deformație și rezistența la o valoare de încărcare fără a pune accent pe timp în cazul acestor proteze.

Se va face referire la influiența vitezei de solicitare asupra compozitelor de tip fibră de sticlă/carbon – epoxy.polyester.

Performanța vitezei de încărcare poate fi măsurată ca energia absorbită sau consumată până la distrugere a unui material.

Proprietățile materialelor compozite se bazează pe conținutul de fibre raportat la matrice – fracția de volum. În general, compozitele din proteze sunt solicitate la încovoiere.

Parametrii de încovoiere scad când coeficientul de rezistență (lungime/grosime) scad, iar crștea modulului de forfecare transversal determină o încovoiere termică mai mare.

Un rol important îl joacă de asemeni fenomenul de adeziune dintre straturile de fibră-matrice precum și forma fibrei în secțiune (rotundă, alună sau ovală). S-a observat că fibrele de formă ovală și alună în secțiune tind să se alinieze la axa longitudinală perpendiculară la direcția de solicitare.

Gradul de suprapunere crește iar suprafața de contact dintre fibre se mărește, suprafață ce devine calea de propagare a fisurilor longitudinale.

Modulul de tensiune transversală este mai redus la compozitele cu fibre mai groase.

Coeficientul Poisson nu influiențează semnificativ rata de alungire.

Tipul de fibre conținut afectează valoarea coeficientul Poisson.

Există o legătură liniar între energia consumată și alungire (Okoli2001)

Un studiu făcut în 2007 de B. Das arată corelația dintre volumul de fibră-rășină și viteza de încărcare asupra rezistenței compozitului la tensiunile de forfecare . Testarea s-a făcut prin metoda solicitării în 3 puncte cu un dispozitiv Instron 1195.

Graficele de mai jos sunt indicatori și în compozitele folosite în protezele de picior tip lamelă compozit.

Rezistenta la forfecare interlaminara vs. viteza de incarcare

Conform studiilor efectuate și graficelor prezentate se deduc următoarele concluzii:

La compozitele pe bază de fibră de sticlă – rășină epoxidică, un conținut mai mare de fibre determină creșterea rezistenței la solicitări de forfecare interlaminar în toate regimurile de viteză;

Pentru compozitele (carbon+sticlă) cu matrice epoxidică, un volum de fibre mai scăzut determină creșterea rezistenței de forfecare interlaminară în toate regimurile de viteză;

Variația rezistentei la forfecarea interlaminară a laminatelor compozite cu fibre este semnificativă în regim de viteză mică și nu este foarte semnificativă la viteze mari;

Variația rezistenței la forfecare interlaminară este dependentă de tipul și cantitatea constituenților din compozit;

Compozitele laminate cu fibre de carbon arată o rezistență de forfecare interlaminară mai mare decât la cele cu fibre de sticlă

Compozitele laminate cu rășină epoxidică arată o rezistență la forfecare interlaminară mai mare decât cele laminate cu rășină poliesterică pentru același tip și raport de fibre;

Nu există variații semnificative a rezistenței de forfecare interlaminară peste regimul de viteză de 200mm/min.

Raporturile fibră : polimer de 60:40 si 55:45 prezintă variație de rezistență funcție de viteză.

Ultima concluzie se justifică și din punct de vedere biologic. Ideal, la organismele vii, raportul dintre fibră și matrice (matricea este un mediu conjunctiv-apos) se modifică prin mecanismul de eliminare-absorbție de apă, lucru relativ imposibil la compozitele carbon+sticlă în mediu epoxidic. Organismul viu reușește să modifice fracția de volum pentru a controla rezistența la forfecare interlaminară funcție de viteza de solicitare.

Propunerea pentru utilizarea de fibre naturale în realizarea unui compozit pentru proteze are la bază calitatea fibrelor naturale de a fi mai elastice. Totuși, dacă e să considerm că mediu de matrice rășină epoxidică care conform evaluărilor rămâne soluția cea mai bună, trebuie luat în considerare că apa rezultată la un moment dat din fibrele naturale provoacă o reacție de hidroliză într-o mică cantitate a rășinii. Reacția poate avea loc la suprafața fibrei sau în interiorul acesteia.

La nivel macro, dacă reacția are loc în interiorul fibrei atunci trebuie evaluat cum se poate mări rezistența firului – o soluție ar fi răsucirea acestuia și micșorarea distanței dintre punțile hidrolizate.

Daca reacția are loc la suprafața fibrei atunci trebuie evaluată adeziunea dintre fir si matrice – aici pot apare zone de gol care vor deveni zone cu risc de fractură.

O altă justificare logică pentru utilizarea fibrelor naturale ar fi elasticitatea țesăturilor acestora fața de cele sintetice, capacitatea mai mare de mulare și avantajul acestora de a prelua mai ușor din șocurile de solicitare în viteză.

Propunerea și descrierea protezei

a. Propunerile pentru pacient sunt următoarele:

poate să revină la viață normală

își poate continua activitațile la locul de muncă;

nu va avea nevoie de sprijin suplimentar pentru deplasare

o să aibă posibilitate să contiune hobbyurile: sportul (Fig.2), sau alte activitați sociale;

va dispărea prejudecățile, sarcasmul din cauza scaunului cu rotile

îl va avantaja în efectuarea necesităților în familie, referitor la gospodărie, la creșterea copiilor, etc.

– funcția protezei:

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

– proteza de gambă va fi realizată unic pentru fiecare pacient în parte;

– pacientul va fi ajutat de către un kinetoterapeut în procesul reabilitării și recuperării

Calitățile protezei:

va fi confecționat din material ușor, durabil

va fi estetică, acceptabilă din punct de vedere cosmetică (proteza corect executată, purtată cu îmbrăcăminte corespunzătoare asigură un aspect cvasinormal)

va fi ușor de întreținut (curățat)

va fi ușor montată – demontată, corect și rapid, fără a necesita un efort deosebit din partea pacientului.