Studii și c ercetări privind proteze de m ână funcț ionale modulare [622784]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

PROIECT DE DIPLOMĂ

Studii și c ercetări privind proteze de m ână funcț ionale modulare

Student: [anonimizat] : Ș.l. Dr. Ing. Mircea Iulian NISTOR

București
Iulie 2018

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

2

CUPRINS
Pag.
CAPITOLUL 1 : Introducerea
1.1 Justificarea temei 4
1.2 Justificarea medicală 5
1.3 Anatomia func țională a mâinii 7
1.4 Proc esul de amputare 8
1.5 Clasificarea protezelor de membru superior 9

CAPITOLUL 2 : Stadiul actual în dezvoltarea produsului
2.1 Stadiul actuala in brevetele de inventie 11
2.1.1 Brevet US 5464444 12
2.1.2 Brevet US 3802302 13
2.1.3 Brevet US 5062860 14
2.1.4 Brevet US 3490078 A 14
2.2 Pe plan intern(Producatori romani) 15
2.2.1.Activ Ortopedic SRL 15
2.2.2 Ortomedical Plus 16
2.2.3 Sc.Handilug SRL 16
2.3 Stadiul actual al produselor pe piață(pe plan internatio nal) 18
2.3.1. Motion Control INC 18
2.2.2 Steeper 18
2.2.3 Touch Bionics 19
2.4 Tipuri de proteze existente pe piață 19
2.4.1 Mâna Bebionic ă 19
2.4.2 I -LIMB 20
2.4.3 Mâna protetică SensorHand Speed și VariPlus Speed 21
2.4.4 Mana Michelangelo 21
CAPITOLUL 3 : Procesul de protezare
3.1 Scopul proiectului 22
3.2 Metoda de abordare 23
3.3 Conec tarea protezei la corp 27
3.4 Programul folosit 28
3.5 Ergonomie 29

CAPITOLUL 4 : Rezistența materialelor
4.1 Rezistența elastic ă 30
4.2 Forfecarea 32
4.3 Încovoierea 32
4.4 Torsiunea 34
4.5 Presiunea de contact 35

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

3

CAPITOLUL 5 : Memoriu d e calcul
5.1 Probleme 36
5.1.1 Încovoierea 36
5.1.2 Întindere 37
5.2 Metoda elem entului finit 38
5.3 Metoda elementului finit în SolidWorks 39

CAPITOLUL 6 : Soluția proprie
6.1 Manșonul 41
6.2 Baza uneltelor 42
6.3 Ansamblu cheie reglabilă 44
6.4 Ansamblu ciocan 45
6.5 Ansamblu cuțit 46
6.6 Ansamlu pilă 46

CAPI TOLUL 7 : Contribuții viitoare 47

CAPITOLUL 8 : Concluzii 47

Referințe figuri 48

Bibliografie 49

Anexă 52

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

4

Capitolul 1
Introducerea

1.1 Justificarea temei
De-a lungul timpului , lumea science fiction, atât din cinematografie cât și din cărți , a
exploatat ideea de rob otizare a omului. Astfel, crescând, am tot văzut personaje cu părți ale
corpului amputate , dar care imediat ,datorită evoluției, au fost înlocuite de părți robotizate.
Ca orice copil , am fost fascinată de ideea de a avea ca parte din mine ceva robotic și mă
întrebam dacă acestea chiar există . Cu trec erea timpului am ramas surprinsă să aflu că studiul
și proiectarea protezelor membrului superior nu sunt la fel de avansate ca în cazul protez elor
extremităț ii inferioare.
La un interval de 30 de secunde un pacient suferă o amputație din diferite motive sau îți
pierde o parte a corpului într -un accident. Acești oameni sunt văzuți î n soc ietatea noastră ca
fiind ‘diferiți’, însă e trist fapt ul că nu înțelegem că acețtia vor să fie tratați normal și să ducă
o viață obișnuință,fără a ieși în evidență .
Subiectul protezării a fost abordat încă din antichitate.Iniț ial erau folosite materiale precu m
lemn, piele animală și bronz, urmând ca apoi , în timp , acestea să fie î nlocuite cu alte materiale
cu proprietăț i superioare.
În ziua de azi, materialele moderne cum est e plasticul, fibrele de carbon și metale foarte
reziste, dar uș oare, ca titanul sau a luminiul, sunt rezistente la apă și mult m ai capabile să
reziste unui mediu dur. Aceste materiale sunt folosite în mare măsură, împreună cu un design
amplu și avansat, ambele permițând pacientului o calitate a vieț ii mai buna.
Totuș i 99% din protezele pentru membrul superior sunt realizate pe ntru uzul zilnic,însă
fără a lua în considerare faptul că o parte din pacienț ii car e au suferit o amputare lucrează în
medii unde au nevoie să manuiască diferite unelte. Astfel , în lucrarea mea îmi doresc să
găsesc o idee de proteză atât practică cât și es tetică pentru a putea fi folosită de aceș ti oameni.
Această idee nu este atât de nouă întrucât ,cum s puneam mai sus, a fost utilizată în multe
lucrări science fiction,cel mai cunoscut fiind Că pitanul Hook din opera ‘Peter Pan’ ,care în
locul mâ inii amputate avea un fel de proteză cu câ rlig. Acel carlig putea fi scos ,aceasta fiind
ideea mea de bază. De asemenea,primele proteze ale extremității superioare aveau tot această
idee de bază .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

5

Fig.1.1 Proteză tip cârlig de la î nceputul secolului al XIX -lea1

În această lucrare voi realiza studii t eoretice privind acest subiect și voi proiecta 3D atât
modelul de proteză cât ș i uneltele care pot fi folosite.

1.2 Justificarea medical ă
Această lucrare își propune să prezinte principalele aspect ale importanței și necesității
proiectă rii unei pr oteze de membru superior,cu mențiunea că va fi funcțională într -un anumit
mediu (la muncă,într -un șantier ,atelier,etc). Fiind dezbătută încă de la primele descoperiri
medicale și până în prezent, tema se d ovedește a fi de o importanță majoră pentru pacienții
care au suferit o amputaț ie.
Conținutul lucrării este structurat î n capitole definitorii pentru pa șii ce trebuiesc urmați î n
proiectarea unei proteze. Pornind de la un studiu actualizat asupra fizi ologiei, patologiei,
epidemiologiei și activității funcționale ale mâinii se poate începe proiectarea propriu -zisă ce
implica toate calculele c inematice, de dimensionare și dinamice. Odata înțeles principiul de
funcționare ș i mecan ismele prin care acesta l ucrează este posibilă realizarea practică a unei
proteze.
Universal valabil, obiectivul principal al un ei proteze este de a reda, pe câ t posibil,
capacitatea funcțională deținută inițial de persoana cu deficiente, încercand să se obțină, în
același ti mp, ș i cel mai bun rezul tat estetic de care pacientul are nevoie ș i pe care să și -l
permită. La o primă vedere, poate părea ca exista diferenț e mino re în design -ul și fabricarea
unei soluții protetice, dar luand î n considerare disponibil itatea materialelor , resursele ș i

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

6
persoanele calificate în a face acest lucru, împreună cu diferenț ele cultural e, acest lucru
devine o problemă î n sine.
Consecințele fizice și psihice ale amputarii sunt dramatice, și în majoritatea cazurilor au un
impact profund asupra pacienț ilor, afectandu -le radical tot restul vieții. Pacienții, în primul
rând sunt nevoiți să se acomodeze si să facă față senzației de pierdere a membrului amputat,
apoi să se adapteze pierderii funcției membrului amputat, dar și să se acomodeze cu noua
imagine cor porală și cu percepția celorlalți oameni. De cele mai multe ori, într-o societat e,
persoanele cu astfel de afecț iuni sunt categorizate sa u chiar marginalizate. În acest caz,
singura soluție este protezarea, metodă ce nu este mereu accesibilă pen tru oricine datorită
costurilor ridicate.
Amputarea reprezinta ablația unei extremități a corpului în urma unui traumatism, constricț ie
prelungi tă sau în urma unei intervenț ii chirurgicale.
Există multiple cauze care duc la apariția necesității a mputării. Cea mai frecventă cauză
este circulația slabă a sângelui la extremități. Acest lucru este datorat îngustării sau
deterioră rii arterelor , fenomen numit boală arterial periferică . Fără fluxul sanguin suficient,
celulele organismului nu pot obține oxigenul și substanțele nutritive de care au nevoie din
sânge. Ca urmare, țesutul afectat începe să moară și infecția se poate răspândi. Î n acest caz
țesutul mort trebuie îndepă rtat. Diabetul contribuie la această boală, în timp ce provoacă
moartea nervilo r (neuropatie ).
O alta cauză o reprezintă cancerul. Acesta provoacă leziuni grave la nivelul țesuturilor și
pentru a menține tumorile maligne de a se răspândi în celelalte părț i ale corpului este uneo ri
nevoie de apelarea la amputaț ie.
Accidente le traumatice sunt un alt motiv care duce la amputare. Accidentele auto, arsurile
grave ș i rănile provocate de împușcă turi reprezintă toate posibile cauze ale rănilor traumatice.
Vasele sanguine și alte componente ale țesutului corp oral pot fi rupte sau sf ărâmate , acest
lucru fiind uneori dincolo de capacitatea organismul ui de a se vindeca. Astfel nu rămâne o
altă opț iune decâ t amputarea.
Amputația congenitală : în interiorul uterului, în timpul sarcinii, fluxul sanguin către un
membru în curs de dezvol tare poate fi restrâns de alte benzi de țesut. Ca urmare, membrul
poate fi pierd ut permanent, iar copilul se naș te cu ceea ce se numește amputație congenitală
[1].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

7
1.3. Anatomia func țională a mâ inii
Mâna umană reprezintă un mecanism complex , fiind principalul organ al manipulă rii.
Acea sta este extremitatea prehensilă a membrului superior și posedă în vâ rful degetelor una
dintre zonele cu cele mai mule terminații nervoase, astfel fiind considerată principala sursă ce
oferă informaț ii tactile des pre mediul exterior.
Aceasta este formată din cel putin 27 de oase (în funcț ie de individ) [2], mai mult de 30 de
mușchi individuali [3] și peste 100 de ligament e, nervi ș i artere [4].
Protezele își propun să reproducă funcț iile corpului uman și să readucă funcționalitatea
pentru persoa nele cu extremități lipsă. Totuș i nici o proteză curentă nu se potrivește cu
dexteritatea, flexibilitatea și fluiditatea mâinii umane [5].
Asemănă tor cu cela lalte organe pereche, fiecare mână este controlată de emisfera
creierului opusa părții corpului în care se află. De asemenea, î n majorit atea cazurilor, există o
mână dominantă ce este capabilă să îndeplinească acț iunile uzuale, cu m este scrisul,
mani pulatul obiectelor sau orice acțiune precisă .

Fig. 1.2 Oasele mâinii2

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

8
1.4. Procesul de amputare
Ca masura c hirurgicală, amputarea este folosită pentru a controla durerea sau un proces
patologic localizat la nivelul membr ului, c um este o neoplazie sau gangrenă. Î n unele cazuri,
procedura este efectuată ca masură preventivă pentru astfel de probleme. Un caz speci al este
cel al amputației congenitale, condiție congenitală î n care membrele fetale au fost tăiate prin
benzi de constricț ie.
Pentru pacienții care au probleme la nivelul membrului superior este necesară luarea în
considerare a anumitor condiții unice ale amputării. Amputația trebuie să prezinte țesuturi moi
durabile pentru a permite montarea protezei. Înainte de a fi realizată o amputare , este
efectuată o evaluare cu privire la menținerea intactă a nervilor. De asemenea este necesar ca
acea cantitate de piele care ar trebui să acopere osul (nu mită clapetă de piele volară) să fie
suficient de mare astfel încât s ă acopere atât cantitatea structurii osoase cât și o parte din
pielea rămasă pentru a nu genera tens iune și durere pentru pacient [6].
Motive ce pot genera amputația :
• Condiții circulatorii: infecț iile piciorului d iabetic sau gangrena (reprezintă ce le mai
frecvente indicaț ii pentru amputare) ; sepsisul cu necroza periferică .
• Neoplasme le: osul canceros sau tumorile ț esuturilor moi (osteosarcomul,
condrosarcomul, fibrosarcomul, sarcomul sinovial, teratomul sacro coccigian, liposarcomul
etc.); melanomu l.
• Traumatismele: leziunile tr aumatice severe ale membrelor î n care aceste a nu mai pot fi
salvate; amputația traumatică (o amputație neașteptată care apare la locul unui accident, în
care membrul este parț ial sau complet afectat ca rezult at al accidentul ui); amputarea în uter
(benzi amniotice).
• Diformitățile: deformă rile degetelor sau a membrelor (de exemplu deficitul fem ural
proximal focal); degetele în plus ș i /sau membrele (polidactilia).
• Infecția: infecț ia osului (os teomielita); diabetul zaharat; înțepă turile de insecte sau
mușcătura de ș arpe.
• Performanța atletică: uneori atleții profesioniști pot alege amputarea non -esențială a
unui deget p entru a ameliora durerea c ronică și performanța diminuată [7].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

9

Tipurile de amputa ții de la nivelul mem brului superior:
• amputaț ia degetelor
• amputarea metacarpiană
• dezarticularea încheieturii mâ inii
• amputaț ia antebratului
(transradiala)
• dezarticularea cotului
• amputaț ia deasupra cotului
(transhumerala)
• dezarticularea umă rului
• procedura Krukenb erg.
Fig. 1.3 Amputații la nivelul membrului superior3

Bontul chirurgical
Vindecarea plă gii post -amputare este o problemă deoar ece majoritat ea procedurilor sunt
efectuate î n cazul unor membre cu o circulație compromi să. Pielea e ste un factor foarte
important în capacitatea ambulatorie și stabileș te prognosticul final al unui pacient care a
suferit o amputație. Țesutul moale care î nveleș te bontul chirurgical devine un organ
propri oceptiv terminal pentru interfaț a dintr e extremitatea reziduală și proteză. Pentru o
ambulație eficientă în cazul amputației membrului inferior, acest țesut de învelis trebuie să fie
format dintr -o masă suf icientă, mobilă, nonaderentă de mușchi, piele și ț esut subcutanat, care
se pot acomoda stresului din interiorul protezei.
Grefele cutanate sunt uneori folosite pentru a acoperi complet plaga sau pentru a diminua
tensiunea la închiderea plăgii. Deși am putațiile articulare mențin lungimea și atașamentele
musculare, pacienț ii au adesea probleme la potrivirea protezei.

1.5. Clasificarea protezelor de membru superior
Protezarea membrelor este un subiect cu o importanță majoră și depinde de doi factori și
anume:
-frecvența foarte mare a accidentelor ce generează amputarea
-importanța reintegrării sociale a individului prin redarea cel puțin parțială a funcționalității
segmentului lipsă
În cazul protezelor de membru superior există trei crite rii de diferențiere: nivelul
amputației, criteriul funcțional si criteriul comercial.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

10
În fig . 1.4 se pot observa protezele în funție de nivelul amputației,acestea putând fi atât
parțiale cât și totale. [8]

Fig. 1.4 Tipuri de proteze de mână4
După criteriul funcțional , protezele de membru superior sunt clasificate în proteze
activ e(ce folosesc energie corporală sau care folosesc energie extracorporală) și
proteze pasive (estetice sau de lucru).
În funție de criteriu l comercial, acestea pot fi p roteze cosmetice,proteze cu comandă
prin tracțiune, proteze cu comandă mioelectrică sau proteze hibride. [9]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

11

Capitolul 2
Stadiul actual î n dezvoltarea produsului

La momentul a ctual, studiul protezelor este în plină dezvoltar e, ingineri și medici
implicandu -se activ în găsirea unor soluții pentru problemele î ntâlnite în cadrul proiectării
acestora. Deș i s-au realizat unele dispozitive extrem de performante, datorită costului foart e
ridicat al acestora, nu sunt încă disponibile pe piață .
Majorit atea protezelor a ctuale au un timp semnificativ între gândul de a realiza mișcarea ș i
realizarea acesteia propriu -zisă. De asemenea, nu prezintă mișcări fluide, asemănătoare cu
cele pe care braț ul uman le poate face ș i nici capacitatea d e a transmite senzo rial informaț ii
despre obiectele ati nse. Astfel, nu sunt capabile să redea persoanelor cu amputații mișcările ș i
libertatea pe care le aveau odată .
Reproducerea completă a funcției, aspectului și caracteristicilor mâ inii este dificilă,
procesul de pr otezare fiind încă departe de a a tinge acest obiectiv. Pe de altă parte, cercetări în
acest domeniu se fac neîncetat.
2.1. Stadiul actuala in brevetele de inventie
2.1.1 Brevet US 5464444
În acest brevet este descris un dispoz itiv termi nal care poate fi atașat la capătul unei
proteze pe un braț și servește ca loc de ataș are pentru o varietate de unelte sau dis pozitive
concepute pentru a se î mbina cu dispozitivul term inal. Dispozitivul cuprinde două părți
principale în combinaț ie operabil ă și pivotantă,acestea asigurând la un capăt atașarea de
proteză și la un capăt ataș area unei multitudini de u nelte. De asemenea are capacități de
articulare ce permit poziționarea utilajelor într -o varietate de poziții în raport cu poziț ia
protezei mâ inii.Printre instrumentele care pot fi atașate se numără, de exemplu: unelte de
tăiere (cum ar fi ferăstraie, fișiere, cuțite, răzuitoare și șuruburi); diverse chei (cum ar fi chei
deschise, chei închise, chei cu clichet, chei reglabile, chei hexagonale și che i tubulare); și o
varietate de alte unelte, cum ar fi linguri, bile, spatule, avioane, perii, tije de pescuit etc. [10]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

12

Fig. 2.1. Vedere in plan a dispozitivului terminal5

Fig.2.2. Model de cheie utilizata in mod obisnuit,cu capat ce se prinde de termin al5

La acest brevet mi se pare interesant faptul că se pot detașa uneltele,acestea nefăcând parte
concret din proteză.De asemenea faptul că cele două părți principale sunt îmbinate în așa fel
încât sunt ambele pivotante generează o multitudine de poz iții ale uneltei,acest lucru fiind
important.
De reținut este faptul că acest dispozitiv are la primul capă t princi pal un sistem de
infiletare ce îi permite să se atașeze de o proteză de braț .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

13
2.1.2 Brevet US 3802302
Prezenta invenți e se referă la un dispozitiv protetic pentru atașarea rapidă și ușoară a
oricărui element selectat dintr -un număr de unelte la un element artificial al corpului.Într -un
cuvant, invenția se referă la un conector care este adaptat pentru a fi fixat pe un bra ț artificial
și care poate fi conectat rapid și ușor printr -o racordare axială de fixare la oricare dintr -o
varietate de unelte prevăzută cu un sistem de îmbinare( mijloace de fixare).
Conectorul conform invenției poate fi fixat la capătul exterior al brațului artificial după ce
o mână artificială sau alt dispozitiv a fost scos din acesta. Oricare dintre o varietate de scule
sau alte dispozitive prevăzute cu mijloace de fixare prin prindere pot fi atașate la mijloacele
de fixare ale conectorului printr -o mișcare simplă .
Un obiectiv al acestei invenț ii este să furnizeze un dispozitiv protetic pentru un element
artificial al corpului care permite o îndepărtare rapidă a uneia dintre scule și o atașare la o altă
unealtă la fel de rapidă.
Un alt o biectiv este acela de a furniza un conector la care o varietate de unelte diferite pot
fi atașate cu ușurință de către o persoană cu handicap având un braț artificial și cu o posibilă
limitare a u tilizării celuilalt braț și mână .
Un alt obiectiv este cel de a furniza un conector pentru un braț artificial construit și aranjat
în așa fel încât sculele sau alte dispozitive atașate la acesta să poată fi rotite sau pivotate într -o
poziție preferată pentru a folosi mai convenabil uneltele atașate. [11]

Fig.2.3. Vedere în perspectivă a unei unelte și a unui conector de fixare a uneltei adaptat pentru
atașarea la un braț artificial6

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

14

2.1.3. Brevet US 5062860
Aceasta invenț ie propune un ataș ament protetic pentru membrul superior util pentru a aju ta
persoanele cu amputație să câ nte la un instrument cu coarde. Acesta cuprinde un deget al
coardei care este adaptat să se extindă peste toate corzile instrumentului ș i un deget adaptat
pentru a contacta unul sau două ș iruri ale instrumentului. De asemene a există posibilitatea de
a regla spațiul dintre degete utilizând cablul de protecție protetic convențional. Acesta este
atașat la o pâ rghie care se extinde di n lateralul degetului. Cele două degete sunt legate printr –
un mijloc de pivotare. [12]

Fig.2.4. Vedere în perspectivă a unui exemplu de realizare a atașamentului ,conform invenției,
conectat la un braț artificial7
2.1.4 Brevet US 3490078 A
Această invenț ie propune un dispozitiv protetic pentru atașarea pe un bont al antebraț ului.
Disp ozitivul cuprind e un manșon care să cuprindă bontul,o prelungire solidă,o cupă care
înconjoară manșonul și elementul anterior,aceasta având o margine inelară orientată spre
interior;un element fixat între partea anterioară și jantă,elementul având o cupă t ubulară
filetată pentru î mbinarea cu o varietate de scule,fiecare sculă având la randul ei un știft filetat
la capătul mânerului pentru cuplarea cu cupa.
Un obiectiv al acestei invenț ii este acela de a asigura o proteză sim plă, ieftină atașabilă la
bontul unui antebraț și care include mijloace prin care o varietate de instrumente simple pot fi
ușor cuplate și scoase din dispozitiv. [13]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

15

Fig. 2.5.Vedere in perspectiva a protezei atasate de ja de ciotul antebratului,in care a fost montat un
ciocan cu g heare obisnuit pentru a fi utilizat.8
2.2. Pe plan intern (Producatori romani):
2.2.1. Activ Ortopedic SRL:

Fig.2.6 Sigla firmei Activ Ortopedic SRL9

Activ Ortopedic SRL a fost înființată în anul 1993, de asociați per soane fizice din județul
Bihor.
Până la jumătatea anului 2009, activitatea societății a constat numai în importul și
comercializarea de dispozitive ortopedice, fabricarea acestor dispozitive deținând o cotă
nesemnificativă din cifra de afaceri, procesul efectiv de fabricație fiind externalizat către alte
societăți de profil.
În luna iunie 2009 a fost înființat propriul atelier de producție al Activ Ortopedic SRL,
gama de produse fabricate fiind alcătuită din:
• Clasa G – Orteze pentru membrul inferior
• Clasa G – Orteze pentru membrul superior
• Clasa G – Orteze pentru coloana vertebrala
• Clasa H – încălțăminte ortopedică
• Clasa D – Proteze membre inferioare
• Clasa E – Proteze membre superioare [14]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

16
2.2.2 Ortomedical Plus:

Fig.2.7 Sigla firme i Ortomedical Plus10

Ortomedical Plus este o firmă specializată în furnizarea de produse și servicii de tehnică
ortopedică de calita te superioară .
Aceștia produc o gamă variată de proteze, orteze și ortopedice, conforme s tandardelor de
calitate internaționale, folosind materiale ș i componente de la firme de prestigiu din
EUROPA.
Firma s -a remarcat prin promovarea per manentă a calităț ii, introducerea de produse noi
(protezele mioelectrice pentru membrul superior, protezele mod ulare pentru me mbrul
inferior) ș i nu în ultimul rând, impunerea tehnologiilor moderne de protezare, ortezare și
aparatură adaptată pentru persoan ele cu handicap .[15]

2.2.3. Sc.Handilug SRL:

Fig.2.8 Sigla firmei Sc. Handilug SRL11

Înființată în anul 199 3, Sc Handilug Srl, în județul Timiș, își propune să ofere potențialilor
clienți achiziț ionarea unor produse de calitate.
Firma Handilug are o echipă cu vastă experiență în domeniul producț iei de dispozitive
medicale – proteze pentru membrul inferior , orteze pentru membrul superior și membrul
inferior, î n adaptarea grupurilor sanitare și a locuinței, î n comercializarea de dispozitive
ajutatoare de o calit ate superioară și în muncă pentru persoane cu dizabilităț i. [16]

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

17

De asemenea, în România, exis ta universități ce și -au îndreptat atenția că tre acest subiect:
• Universitatea Politehnică din Timișoara
Ingineria biomedicală este una din specializările de avangardă din Universitatea
Politehnica din Timișoara și chiar din învățământul superior din R omânia. Ingineria
biomedicală studiază aparatura de investigare/monitorizare, terapie, de laborator, etc. utilizată
în biologie și în medicină, precum și principiile, metodele și tehnicile care stau la baza
exploatării acestei aparaturi. Misiunea didactică a specializării Inginerie Medicală este de a
forma specialiști cu o pregătire interdisciplinară, competitivi pe plan național și internațional,
cu competențe și abilități specifice ingineriei medicale, printre care se numară ș i concepția,
proiectarea, fab ricația și testarea implanturilor dentare și ortopedice și a unor elemente de
protezare și ortezare; alegerea și utilizarea biomaterialelor pentru fab ricarea dispozitivelor
medicale[17].

• Universitatea Transilvania din Brașov
Universitatea Transilvani a din Brașov își propune să realizeze cercetări teoretice și practice
în domeniul vast al răspunsului la solicitările curente la care sunt supuse elementele
componente ale protezelor. O mare parte din cercetările experimentale pe tema protezarii sunt
posib ile datorită Centrului de cercetare D04 – Sisteme Mecatronice Avansate cu Aplicație în
Industrie și Medicină, Catedra de Mecanică Fină și Mecatronică [18].

• Universitatea Tehnica din Cluj -Napoca
În prezent inginerii clujeni de la catedra de Tehnologi a Construcției de Mașini (TCM)
din cadrul Universității Tehnice din Cluj -Napoca (UTCN) realizează, în premieră în
România, implanturi personalizate. Protezele personalizate sunt făcute din materiale
bioactive, fiind gândite în funcție de caracteristicile f iecărui individ. Acestea sunt realizate
în baza unor granturi de cercetare. Pentru le a crea, cercetătorii clujeni folosesc un software
special de 17.000 de euro și o imprimantă 3D achiziționată cu o jumătate de milion de
euro[19].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

18

2.3. Stad iul actual al produselor pe piață( pe plan international):
2.3.1. Motion Control INC:

Fig. 2.9 Sigla firmei Motion Control INC12
Motion Control Inc. este una dintre cele mai avansate companii de dezvoltare și producție
din industria protezelor . Aceasta a fost înființata în 1974 de către dr. Stephen C. Jacobsen
pentru a comercializa tehnologia medicală dezvoltată la Universitatea din Utah, Centrul de
Inginerie Design.
De când a fost disponibil pentru prima dată, în 1981, brațul artificia l Utah a fost în prim
front al tehnologiei mioelectrice pentru cot, mână și încheietura mâinii. De peste trei decenii,
Motion Control a dezvoltat îmbunătățiri de ultimă generație în domeniul electronicii și un
design inovator pentru funcționalitate, aspect natural și confort. [20]

2.3.2. Steeper

Fig. 2.10 Sigla firmei Steeper13
Cu aproape 100 de ani de experiență, Steeper este un producător de frunte al produselor
protetice de extremitate superioară.
Biroul lor american, SteeperUSA, cu sediul în San Antonio, Texas, distribuie produsele
acestora și oferă asistență clienților din America de Nord și de Sud. Compania are mulți
parteneri internaționali care distribuie produsele și sprijină clienții din întreaga lume [21].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

19

2.3.3. Tou ch Bionics

Fig. 2.11 Sigla firmei Touch Bionics14
Touch Bionics este lider mondial î n furnizarea de tehnologii protetice și servicii de
asistență menite să asigure cele mai bune rezultate posibile pentru persoanele cu deficiențe ale
mem brelor superioare.
Produsele l or avansate includ soluții de mâ ini protetice mioelectrice precum și proteze
funcționale pasive extrem de realiste, care se potrivesc aspectului natural al purtătorului [22].

2.4 Tipuri de proteze existente pe p iață
2.4.1 Mâna Bebionică
Compania Ortotech a adus în România experienț a
producatorului RSL Steeper din Anglia, privind proteza
bionică de mână, Bebionic. Aceasta utilizează o
tehnolog ie de vâ rf cu caracteristici unice, ergonom ice
spre deosebire de orice altă mână mioelectrică
disponibilă .

Fig. 2.12 Proteză Bebionic tripoid15
Bebionic 3 este un lider mondial comercial mioelectric. Ca și alții de acest gen,
Bebionic 3 utilizează un sistem de prindere predefinit. Un utilizator poate selecta din 14
modele diferite de prindere utilizând activit atea musculară în jurul antebra țului superior [ 23].
Utilizatorul nu are în mod esential controlul mișcărilor
individuale ale degetelor, mai degrabă ele pot selecta un model de
prindere și apoi se poate folosi activitatea musculară pentru a
activa mișcările aderenței respective.
Acest tip de proteza bionica este adecvat pentru utilizarea in
activitatile zilnice, pentru folosirea us oara pana la moderata.

Fig. 2.13 Proteza Bebionic16

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

20
2.4.2 I-LIMB
Proteza pentru braț numită I -LIMB Hand a fost
concepută î n laboratoarele de cercetare ale
companiei Touch Bionics din Scoția. A fost
declarata invenția numărul unul în ingi nerie ș i a fost
distinsa cu Premiul MacRobert al Academiei
Regale de Inginerie din Marea Britanie.

Fig. 2.14 Proteză de mână I -LIMB17
Acum, dupa mai bine de 40 de ani de cercetare,
proteza bionica este disponibilă ș i persoanelor afectate
din Romania prin intermediul Cent rului de Recuperare,
Protezare ș i Ortezare "Ortotech" din Buc urești.
Numerele iLimb dezvoltate de bionica touch
incorporează motoarele electrice direct în
degetele protetice [ 24].
O cupă personalizată este proi ectată să se potrivească
în jurul zonei rămase a bontului utilizatorilor .
Fig. 2.15 Protza de mână I -LIMB17

La fel ca Bebionic 3, degetele iLimb sunt controlate prin electriozi EMG, care sunt plasați
pe regiunile musculare din palmă Un pachet mic tre buie purtat în jurul încheieturii
utilizatorului.Acesta conține bateria și controlerul pentru sistem.
Un dezavantaj al acestui sistem este că trebuiesc folosite motoare relativ mici pentru a
putea intra în interiorul degetelor. Aceasta conduce la deg ete care se mișcă mai lent și sunt
mai slabe decât cele din alte proteze comerciale.
Spre deosebire de protezele clasice , mâna bionică este controlată miolitic, putând astfel să
execute cele mai delicate mișcări. Aceasta funcționează cu ajutorul a 2 electrozi atașaț i la
nivelul pielii , care culeg și interpretează semnalel e electrice create prin contracț ia fibrelor
musculare de la nivelul m âinii amputate.
Astfel, când persoanele îți încordează mușchii ramăși din antebraț ul amputat se transmite
un semnal mâinii bionice , pe care aceasta îl transformă î n impulsuri electrice. Apoi, prin
intermediul a 5 motorașe, degetele artificiale sunt miș cate.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

21
2.4.3 Mâna protetică SensorHand Speed și VariPlus Speed
In combinație cu protezele de bra ț cu control mioelectric, mâinile protetice SensorHand
Speed și VariPlus Speed fac posibilă pentru utilizator prinderea obiectelor, strângerea și un
stil de viață activ. Mâna se deschide în urma reacției rapide ,similar mâinii naturale. Protezele
mioelectr ice răspund în general la semnalele mușchilor purtătorului. Forța și vit eza de
prindere pot fi ajustate[25].

Fig. 2.16 Mâna protetică SensorHand Speed18

2.4.4 Mana Michelangelo
Mâna Michelangelo oferă o viteză fără precedent, o forță și u n aspect natural, antropomorf.
Forma și aspectul său sunt modelate după oasele, articulațiile, mușchii și tendoanele mâinii
umane. Michelangelo este proiectat cu puterea a două unități separate – una pentru a permite
poziționarea automată a degetului mare și oa doua pentru a controla degetele și forța de
prindere. De asemenea, degetul mare se deschide pentru a crea o formă de palmier natural
pentru a ține o farfurie sau un castron. Rezultatul este o mișcare fluidă, intuitivă prin șapte
poziții diferite de m ână[26].

Fig.217 Mana Michelangelo19

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

22

Capitolul 3
Procesul de protezare

3.1 Scopul proiec tului
Scopul general al unei proteze este de a returna cât mai multă funcționalitate unei persoane
căreia îi lipsește un membru. Un obiectiv final ar fi ca într-o bună zi să înlocuiască perfect
membrele lipsă.Scopul acestei lucrări este de a proiecta ș i construi o proteza de mână multi –
funționala imprimată 3D.
Imprimantele 3D moderne permit crearea și asamblarea componentelor mecanice detaliate
relativ rapid. Fabricarea de modele complexe folosind alte metode ar fi mult mai mult
scumpe și nu ar fi posibilă într -o perioadă atât de scurtă de timp.
În urmatoarele luni vreau s ă îmi dedic timpul p entru a studia,cerceta și proiecta o proteză
de mâ nă specifica pentru un anumit tip de activi tate,de exemplu pentru activitățile din
interiorul unui șant ier,unui atelier,etc. Consider că muncitorul necalificat își dorește să îș i
continu ie serviciul chi ar dacă a suferit o amputaț ie la membrul superior.
Am observat că în prezent se studiază tot mai mult această problemă deoarece oamenii vor
să practice î n continuare hobby -urile sau munca pe care o intreprindeau și î nainte de acest tip
de eveniment. E xistă un tip de proteză de încheietură care are apr oximativ 8000 de tipuri de
poziții în care se poate tine o unealtă. De asemenea poate fi folosită nu doar pentru une ltele de
lucru(Ciocan,cheie,ferăstrau,etc) dar și pentru hobby -uri: există capete pentr u cantat la
chitară ,pentru jucat voley/bas ket,pentru ustensilele de bucătărie,pentru croșetat,etc. Practic
orice idee iți vine,cu putină muncă se poate realiza .
Îmi doresc că soluția mea să nu prezinte procedeul de infiletare a uneltei la capă tul
manșonului ci să existe u n mecanism prin care persoana să împingă unealta și aceasta să se
fixeze în proteză .
Un alt obiectiv este acela că acest dispoz itiv să poata fi atașat la o proteza de mână
normală, acest lucru în opinia mea scăzâ nd costul de fabricaț ie.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

23
Proiectarea protezei se va realiza folosind programul Solidworks.
Scopu l proiectului este acela de a găsi soluții cât mai simple,cu un cost cât mai redus și cu
o funcționalitate ridicată a protezei de mână funcțională .
Pentru a pute a începe proiectarea este nevoie de o serie de parametr i cum ar fi datele
antropometrice ale mâinii subiectului ș i calculele specifice.

3.2 Metoda de aborda re

Este extrem de dificil să produci un design excepțional de la zero. Multe soluții pot par ea a
fie plauzibile la început, dar mai târziu să ducă la probleme neprevăzute. Încercarea de a
perfecționa primul design de -a lungul mai multor luni nu este numai risipă de timp prețios, ci
duce și la o abordare necorespunzătoare.
O metodă mult mai bună de atac este să producem primul prototip cât mai repede posibil,
să analizăm sistemul și să facem îmbunătățiri. Imprimarea 3D ne permite să fabricăm cu
ușurință produse noi și noi proiecte îmbunătățite.
Protezarea membrelor se constituie ca un domeniu prioritar datorită frecvenței mare a
accidentelor ce impun amputarea. Acestea duc adesea la un deficit funcțional și social
important precum și la creșt erea morbidității și mortalității.
Motivația cercetărilor întreprinse în domeniul amputatiilor de membre este dorința de
imbunătăț ire a calitătii vieții pacienților, reintegrarea socială a acestora și oferirea unei palete
cât mai largi de soluții feza bile pentru reîntoarce rea acestora cu succes la o viaț ă cât mai
apropiată de cea dinainte de a suferi amputația.
Pentru a fi proiectată o proteză sau un aparat ortopedic trebuie urmat un p rincipiu de bază.
Acesta trebuie sa îndeplinească condițiile un ui mijloc de susținere, de prehensiune sau de
deplasare, adică modelul să aibă proprietatile cât mai apropiate de funcțiile membrului afectat
.
Condițiile de bază care ar trebui să fie impuse ansamblului de protezare sunt următoarele:
1. să fie cât mai conform cu bontul astfel încât prehensiunea , sprijinul sau deplasarea să nu
producă leziuni.
2. să permită o circulație sanguină optimă care să întrețină starea de integritate a părților moi
și mai ales a musculaturii bontului.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

24
3. să fie funcțională p entru a permite reabilitarea individului sau reincadrarea lui în viața
socială.
4. să fie ușoare , estetice și neșocante pentru a evita instalarea complexelor de
inferioritate [27].
Structura și caracteristicile tehnice ce se impun protezelor se stab ilesc în raport cu datele
de anatomie funcțională și biomecanice specifice membrului afectat.
Comparativ cu primele proteze apărute, dispozitivele de astăzi sunt mult mai ușoare,
confecționate din material plastic, aluminiu și materiale compozite. Î n plus , față de oferirea
unor funcționalități de bază sau a unui aspect mai plăcut, apariția microprocesoarelor, a
cipurilor și a roboticii în dispozitivele moderne are rolul de a readuce amputații la stilul de
viață cu care erau obișnuiți, la normalitate. În prezent protezele sunt mai realiste, cu învelișuri
de silicon, și sunt capabile să imite mult mai eficient funcția unui membru natural, asigurând
pacientului o experiență cât mai apropiată de realitate
Cu tehnologiile care apar rapid, cum ar fi im primarea 3D, procesoare mai rapide, senzori
mai buni și materiale ușoare, lumea protezelor trece prin salturi dinamice privind atât modul
în care sunt proiectate, create cât și modul în care sunt funcționale membrele protetice [28].
Principiile fun damentale care stau la baza sunt încă dependente de următoarele module.
Ansamblul protetic: în ansamblu constă din patru sub -părți majore care sunt responsabile
pentru funcționalitatea lor specifică. Corpul membrelor, soclul, mecanismul de atașare și
sistemul de control.
Corpul membrelor artificiale: O pereche naturală de picioare a omului cântărește aproape
30-40% din greutatea corpului, în timp ce mâinile se apropie de 10% din acesta. Prin urmare,
luând greutatea picioarelor naturale în consi derare, proteza ar trebui să aibe o masă redusă,
deoarece nu ar tr ebui să obosească utilizatorul. Din aces t motiv, construcția protezelor și tipul
de material care este folosit, nu ar trebui să pună utilizator ul în dificultate pentru a se adapteza
și pentru a conduce o rutină zilnică folosind proteza . Prin urmare, este fabricat ă din materiale
cum ar fi fibra de carbon acoperită cu o acoperire din spumă sau din material plastic pentru a
asigura o interfață protectoare și o inserție moale între partea naturală ș i partea artificială.
Cupa membrului artificial :Acesta joacă un rol important d eoarece montarea precisă, în
afară de adăugarea la factorul de confort, este esențială pentru buna funcționare a protezei. Ar
trebui să ne gândim ca la o mănușă de mână p e care o folosim într -un joc de baseball. Dacă se
potrivește corect, suntem capabili să jucăm mai eficient altfel nu vom putea folosi mâna la
capacitatea maxima . Pe scurt, o montare confortabilă ajută la reglarea mișcărilor voluntare în
membrul rezidual. Partea de conectare a protezei este numită cupă. Ace asta este turnat ă în

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

25
jurul unui ghips pus în jurul membrului rezidual pentru a obține o măsurare precisă. Scanarea
cu laser poate fi de asemenea folosită pentru a obține o diagrama virtuală 3D exactă a
bontului. O garnitură de silicon este atașată mai întâi la membrul rezidual care apoi se fixează
la soclu. Acest aranjament asigură o potrivire mai bună a aspirației.
Cupele sunt realizate din fibră de carbon sau epoxi.
Mecanismul de atașare al mem brelor artificiale :O priză bine fixată trebuie să fie asigurată
de o suspensie care ar putea fi o aspirație electrică, un ham sau o curea. Adesea soclul
propriu -zis este o parte a ansamblului . Dispozitivul terminal (membrul efectiv) poate fi o
mână, un câr lig sau un picior. De asemenea, membrul protetic este fabricat din fibră de carbon
sau rășini de imprimare 3D (p entru alternative mai ieftine).
O altă metodă care este cercetată pentru a oferi o potrivire mai confortabilă decât cea a
soclului -soclu este at așamentul Direct Bone. (De asemenea, cunoscut sub numele de
Osseointegration)
Osteointegra rea e ste în principiu o legătură directă între os și un atașament artificial. Nu
trebuie să implice niciun material de țesut intercalat între os și metal. Metale le poroase, cum
ar fi spuma de titan, sunt folosite în prezent pentru că au performanțe mai bune, biologic.
Această tehnică este cea mai frecvent utilizată în implanturile dentare.
Sistemul de control artificial al membrelor:c reierul nostru stimulea ză mișcarea
membrelor noastre naturale. Nervii care coboară complet de la sistemul nervos până la părți
ale corpului primesc semnale electrice care sunt decodate de creier, ducând la tipul de acțiune
pe care o perso ană dorește să o îndeplinească. În mod sim ilar, cablurile care circulă în
interiorul unui membru protetic primesc impulsuri electrice care ajută proteza să se miște. Un
motor electric acționând apoi proteza. Cele m ai sofisticate sunt protezele mi oelectrice care
folosesc electrozi pentru a detecta i mpulsurile muscu lare care trec ulterior printr -un un sistem
electronic de control .Acesta amplifică semnalele și transmite mecanism ului protetic să
permit ă efectuarea tipulului de mișcare pe care utilizatorul încearcă să o facă. Se desfășoară
într-un mod s imilar cu cel al unui membru natural și, prin urmare, este cel mai popular [29].
De asemenea înainte de a fi proiectată proteza se realizează o serie de măsurători
antropometrice pentru ca aceasta să fie în conformitate cu pacientul. Se doreste asemana rea cu
cealalta mana a pacientului pentru a face cat mai putin vizibila dizabilitatea avuta.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

26
Tabelul 1.1 Date antropometrice

Denumire Dimensiune (mm)
Lungimea mainii (distanta de la baza palmei la
varful degetului mijlociu) 180
Lungimea palmei (distant a de la baza palmei la
baza degetului mijlociu) 110
Lungimea pumnului (distanta de la baza
palmei la varful pumnului) 100
Palma stransa (de la baza palmei la centrul
stransorii) 80
Latimea mainii (cu policele perpendicular pe
axa lungimii) 96
Latimea m ainii fara polica (de la extremitatea
distala a degetului mic la aratator) 75
Grosimea degetului (distanta dintre fata
dorsala si palmara a degetului mijlociu) 7
Latimea degetului (distanta dintre fetele
laterale ale varfului degetului mijlociu) 15
Gros imea mainii (distanta dintre fata dorsala si
palmara in dreptul degetului mijlociu) 18
Grosimea mainii, la baza policelui 21
Circumferinta pumnului 230

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

27
Diametrul stransorii 35

Un alt aspect important este evaluarea exactă a tipului de amputare pe care pacientul il are,
acestea fiind exemplificate în Capitolul 1.
Este necesară evaluarea atât a stării de sănătate a individului (să se testeze existența reacțiilor
adverse la anumit e materiale sau substanțe) cât și a stării psihice (sunt pacienți care se simt
marginalizați si își doresc o proteză care să ara te cât mai mult cu o mână normaă ,dar sunt și
pacienți care pur și simplu vor să poată munci în continuare,aspectul cosmetic al p rotezei
fiind mai puțin important)
Astfel ,după o analiză amănunțită asupra tuturor aspectelor menționate mai sus (date
antropometrice, mate rial, greutate, tipul de amputaț ie, alergii, etc) , se poate începe proiectarea
și crearea unei proteze de mână .

3.3 Conectarea protezei la corp
• Design -ul cupei (socket)
Primul scop al managementului protetic este protecția membrului rezidual având în vedere
că 90% din amputările de la membrele din nivelul superior apa r în urma unei traume fizice
[30]. Presiune prelu ngită exercitată asupra deteriorării zonelor cu țesuturi moi pot duce la un
compromis semn ificativ al apendicelui rămas. Problemele pe care un pacient le poate avea pot
include durere, umflături, blistere, iritații ale pielii, edem și chiar restricționarea fluxului
sanguin [31 ].
Cupele trebuie să fie proiectate într -o manieră sigură pentru utiliza tori, confortabile,
igienice și t rebuie să distribuie greutatea protezei într -o manieră optimă.
Cea mai obișnuită metodă de montare a unei proteze este c rearea unei cupe personalizat e
care se potrivește în jurul bontului pacientului. Această cupă poate fi auto -suspendat ă,
montat ă prin aspirare sau fixat ă de utilizator cu ajutorul unui ham. Confortul și distribuția
încărcăturii pot fi sporite prin furnizare a unei părți de umplutură, cum ar fi o șosete protetică,
buzunare cu aer gonflabile sau prin reducerea densității și rigidității într -o regiune sensibilă
[32].
Câteva ansambluri protetice au folosit o formă de plastic ce se modifică prin înmuiere
termică pentru a crea o șosetă personal izată. O foaie de plastic este încălzită și formată î n jurul
unui bont.Cupa protetică este purtată pentru a crea un mediu confortabil între utilizator și
dispozitiv.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

28

• Ossionintegration
Ossiointegra rea este procesul de int egrare permanentă a unei componente non -biologice cu un
os uman. În dispozitivele protetice un știft de titan este înșurubat într -un os lung din braț sau
picior la locul de amputare. De -a lungul timpului titanul și osul se contopesc pentru a crea un
punct ferm de ancorare pentru a putea fi atașată proteza [31]. Ossiointegra rea nu este un
proce s practicat foarte des, cu toate acestea oferă mai multe beneficii, inclusiv:
Un punct puternic, rezistent de ancorare
Nu este nevoie ca țesutul moale să suporte greutatea protezei
Nu sunt probleme legate de fluxul de piele sau de sânge induse de o șosetă
Nu apar probleme de fixare datorită creșterii sau pierderii în greutate [33].

3.4 Programul folosit
Pentru a reali za acest proiect am folosit un program de proiectare 3d numit SolidWorks.
SolidWorks este un program 3D CAD Windows dezvoltat de Dassault Systèmes, Franța.
SolidWorks este utilizat în prezent de peste 1,3 milioane de ingineri și designeri la peste
130.000 de companii din întreaga lum e.
Există peste 1,5 milioane de licențe ale companiei SolidWorks în întreaga lume. Baza de
utilizatori variază de la persoane fizice la mari corporații, acoperind o secțiune largă a
segmentelor pieței de producție. SolidWorks este partener al dezvolta torilor terți pentru a
adăuga funcționalități în aplicații de nișă de piață, cum ar fi analiza elementelor finite,
aspectul circuitului, verificarea toleranței etc. [34]
SolidWorks acoperă procesul de proiectare; de la proiectare și validare până la com unicații
tehnice și gestionarea datelor. Interfața intuitivă de design și software -ul integrat lucrează
împreună pentru a oferi utilizatorului libertatea de a se concentra asupra inovației. SolidWorks
poate maximiza productivitatea resurselor de proiectare și inginerie pentru a crea produse mai
bune, mai rapide și mai economice.
Pentru realizarea acestui proiect am învățat să ultilizez majoritatea funcțiilor ex istente în
program. Acesta este ,din punctul meu de vedere, un program ușor de folosit (se găs esc o
multitudine de tutoriale și de indicații pe internet care explică și arată cum poate fi
folosit),complex și fiabil.
În fiecare zi învăț ceva nou cu ajutorul acestui program,pot să g enerez schițe atât 2d cât și
3d,pot face simulări numerice pent ru a vedea rezistența pieselor folosind diferite materiale,pot
modela absolut tot ceea ce mi -aș dori.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

29

3.5 Ergonomie
Ergonomia reprezintă interacțiunea dintre oameni și mașini. Domeniul protez ării este
interesant, deoarece se ocupă de ergono mia dintre proteză și amputare, cum ar fi atașamentul
fizic la corp și feedback -ul senzorial. Ergonomia trebuie să fie, de asemenea, luată în
considerare pentru interacțiunea dintre proteza unei persoane și alte persoane. O proteză
ideală este fizic confor tabil de purtat de către pacient, este ușor și natural de controlat, oferă
feedback sensorial util și interacționează bine cu mediul său.
Pentru proporții ș i pentru proiectarea acestui prototip au fost folosite dimensiunile unei
mâini de bărbat. Un sc op universal în designul protetic este de a realiza forme și dimensiuni
care se potrivesc cu un mediu fizic feminin. Este mult mai ușor să se scaleze un design în
dimensiune, decât să se micșoreze pentru a se potrivi unei persoane mai mici.
Scalabilit atea a fost ținută în minte pe tot parcursul procesului de proiectare.
Componentele pot fi ușor redimensionate în software -ul de modelare a computerelor și
tipărite relativ repede. Acest lucru permite să fie dezvoltate cu ușurință dif erite dimensi uni de
prototipuri[35] .

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

30

Capitolul 4
Rezisten ța materialelor

4.1 Rezistența elastică
În fizică, tensiunea poate fi descrisă ca forța de tracțiune transmisă axial prin intermediul
unui șir, lanț, cablu sau un obiect continuu unidimensional similar sa u prin fiecare capăt al
unei bare, un element de legătură sau un obiect tridimensional similar; tensiunea ar putea fi,
de asemenea, descrisă ca perechea de acțiune -reacțiune a forțelor care acționează la fiecare
capăt al elementelor menționate. Tensiunea a r putea fi opusul compresiei.
La nivel atomic, când atomii sau moleculele sunt extrase unul de celălalt și câștigă energie
potențială cu o forță de restabilire care încă mai există, forța restabilită ar putea crea ceea ce
se numește și tensiune. Fieca re capăt al unui șnur sau o tijă sub o astfel de tensiune ar putea
trage obiectul pe care este atașat, pentru a restabili șirul / tija la lungimea sa relaxată.
În fizică, tensiunea, ca forță transmisă, ca o pereche de forțe acțiune -reacțiune sau ca o forță
de refacere, poate fi o forță cu unitatea de măsură în newtoni (sau uneori kilograme). Capetele
unui șnur sau ale altui obiect care transmite tensiunea vor exercita forțe asupra obiectelor la
care este conectat șirul sau tija, în direcția șirului în punct ul de atașare. Aceste forțe datorate
tensiunii sunt numite și "forțe pasive". Există două posibilități fundamentale pentru sistemele
de obiecte deținute de șiruri de caractere: fie accelerația este zero, iar sistemul este, prin
urmare, în echilibru, sau ex istă o accelerație și, prin urmare, o forță netă este prezentă în
sistem [36].
Toate corpurile solide prezintă o rezistență mai mică sau mai mare la deformare, sau o
modificare a formei produsă de forțe exterioare. În general solicitarea nu este aceea și în toate
punctele.Intensitatea solicitarii oricarui punct particular este astfel exprimata ca fiind forța în
kg care ar fi exercitată d acă solicitarea ar fi uniformă. Efectul oricărei solicitări normale este
acela de a produce o întindere (tracțiune) sau o comprimare a fribrelor materialului din care
este fabricat obiectul analizat.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

31
Întinderea (tracțiunea) :
(1.1)
Verificare :
(1.2)
Dimensionare :
(1.3)
Forța capabilă :
(1.4)
Deforma ție :
(1.5)

Fig. 4.1 Proprietatea de întindere20

= Tensiunea la tracț iune
F= forța
A= suprafața
= tensiunea admisibilă la tracțiune
= suprafața necesară
= forța capabilă
l = lungimea
E= modul de elasticitate longitudinal

Comprimarea:
Aceasta se studiază împreună cu întinderea,pref erându -se totuși
comprimarea în detrimentul tracțiunii.
(1.6)
(1.7)
= tensiunea admisibilă la comprimare

Fig. 4.2 Proprietatea de comprimare20

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

32
4.2 Forfecarea

O solicitare de forfecare, adesea notată de τ (greaca: tau), este componenta solicitării
coplanar e cu o secț iune tran sversală a materialului. Rezistența la forfecare rezultă din
componenta vectorului de forță paralelă cu secțiunea transversală a materialului. Stresul
normal, pe de altă parte, provine din componenta vectorului de forță perpendicular pe
secțiunea materială pe care acționează.
Solicitarea de forfecare provine de la forțele de forfecare, care sunt perechi de forțe egale
și opuse care acționează pe părțile opuse ale unui obiec t [37].
(2.1)
Verificare :
(2.2)
Dimensionare:
(2.3)
Forța capabilă :
(2.4)

Fig. 4.3 Proprietatea de forfecare21

= tensiunnea la forfecare
=tensiunea maximă la forfecare
= tensiunea ad misibilă la forfecare

4.3 Încovoierea

În mecanica aplicată, î ncovoierea (cunoscută și drept îndoire sau flexie) caracterizează
comportamentul unui element structural subțire supus unei sarcini exterioare aplicate
perpendicular pe axa longitudinală a ace stuia.
Se presupune că elementul structural ar fi în așa fel încât c el puțin una dintre dimensiunile
sale este o mică fracție, de obicei 1/10 sau m ai mică, din celelalte două. Când lungimea este
considerabil mai mare decât lățimea și grosimea, element ul este numit un fascicul. De
exemplu, o tijă de dulap îndoită sub greutatea îmbrăcămintei pe umerasele pentru haine este
un exemplu de fascicul care se confruntă cu îndoire. Pe de altă parte, o cochilie este o
structură de orice formă geometrică în care l ungimea și lățimea sunt de aceeași ordine de
mărime, dar grosimea structurii (cunoscută sub denumirea de "perete") este considerabil mai
mică. Un tub cu diametru mare, dar cu pereți subțiri, scurt suportat la capete și încărcat lateral

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

33
este un exemplu de c ochili e care se confruntă cu îndoire.
În absența unui calificativ, termenul de îndoire este ambiguu, deoarece în toate obiectele
poate apărea o încovoiere locală. Prin urmare, pentru a face ca termenul să fie mai precis,
inginerii se referă la un obie ct specific , cum ar fi; îndoirea tijei, îndoirea grinzilor,îndoirea
plăcilor,îndoirea cochiliilor și așa mai departe [38].

(3.1)
(3.2)

Fig. 4.4 Proprieatea de încovoiere22

depinde de solicitare și de forma geometrică a secțiunii :
-dacă secțiunea este circulară :
(3.3)
-dacă este dreptunghiulară:
(3.4)

Verificare:
(3.5)
Dimensionare:
(3.6)
Moment capabil:
(3.7)
Deforma ție:
(3.8)

De asemenea , coeficieficientul m depinde de tipul rezemării:
– Dacă rezemarea este unilaterală m=3
– Dacă rezemarea este bilateral ă m=48

(3.9)
Astfel :-pentru o secțiune circulară
(3.10)
-pentru o secțiune dreptunghiulară
(3.11)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

34

=momentul maxim de încovoiere
f= săgeata
=tensiunea la încovoiere
=momentul de încovoiere
= modul de rezistență
l=lungime
d= diametru
b=lățime
h=grosime
= tensiune maximă la încovoiere
= tensiunea admisibilă la încovoiere
=modul de rezistență necesar
= moment de inerție
m= coeficient care depinde de tipul rezemării
distanța de la fibra neutră la exterior

4.4 Torsiunea

În domeniul mecanicii solide, torsiunea reprezintă răsucirea unui obiect datorită
momentului de forțe aplicat. Torsionarea este exprimată în newtoni pe metru pătrat (Pa) sau în
kilograme per inch (psi), în timp ce cuplul de forțe este exprimat în n ewto – metri (N · m) sau
forța picioarelor (ft · lbf). În secțiunile perpendiculare pe axa cuplului, tensiunea de forfecare
rezultată din această secțiune este perpendiculară pe r ază[39].

(4.1)

(4.2)
Verificare:
(4.3)
Dimensionare:
(4.4)
Moment capabil:
(4.5)
Deformația:
(4.6)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

35

(4.7)
Fig. 4.5 Proprietatea de torsiune20
=moment de torsiune
= tensiunea la torsiune
= unghiul deformației
= modul polar pentru secțiunea circulară
= tensiunea maximă la torsiune
= tensiunea admisibilă la torsiune
= modul polar necesar
= moment de torsiune capabil
= modul de elasticitate transversal
= moment de inerție polar

4.5 Presiunea de contact

Mecanica contactului (sau strivirea) este studiul deformării solidelor care se ating unul pe
celălalt în unul sau mai multe puncte. Distincția centrală în mecanica de contact este între
eforturile care acționează perpendicular pe suprafețele corpurilor de con tact (cunoscute ca
direcția normală) și tensiunile de frecare care acționează tangențial între suprafețe .Tensiunile
normale sunt cauzate de forțele aplicate și de aderența pe suprafețe în contact strâns, chiar
dacă acestea sunt curate și uscate.
Mecan ica de contact face parte din ingineria mecanică. Formularea fizică și matematică a
subiectului este construită pe mecanica mate rialelor și a mecanicii continue și se concentrează
asupra calculelor care implică corpuri elastice, viscoelastice și plastice î n contact static sau
dinamic. Mecanica de contact furnizează informațiile necesare pentru proiectarea sigură și
eficientă a sistemelor tehnice și pentru studiul tribologiei, rigidității contactului, rezistenței la
contactul electric și durității adâncimii. Principiile mecanicii de contact sunt implementate în
aplicații cum ar fi contactul roata -șină, dispozitivele de cuplare, sistemele de frânare,
anvelopele, rulmenții, motoarele cu combustie, legăturile mecanice, garniturile de etanșare,
prelucrarea metale lor, formarea metalelor, sudarea cu ultrasunete, contactele electrice și multe
altele [40].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

36

(5.1)
Verificare:
(5.2)
Dimensionare:
(5.3)

Fig. 4.5 Proprietate de strivire23

=tensiunea la strivire( de contact)
= tensiunea maximă la strivire
tensiu nea admisibilă la strivire

Capitolul 5
Memoriu de calcul

5.1 Probleme
5.1.1 Încovoierea

(1.1)
(1.2)
(1.3)
(1.4)
(1.5)
[41]

Se alege :
– l=8 mm
– h=0,5 mm
– F=10 N
– Material=oțel

Din relația (1.3) rezultă
(1.6)
Din relația (1.5) rezultă
(1.7)
Din relația (1.2) rezultă
(1.8)
Din relația (1.1) rezultă
(1.9)
Din relația (1.4) rezultă
(1.10)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

37
5.1.2 Întindere

(2.1)
(2.2)
(2.3)
[41]

Se alege:
– l=10 mm
– d=2 mm
– F=10 N
– Material= oțel
– E=2,1*

(2.4)

Din relația (2.2) rezultă
(2.5)
Din relația (2.1) rezultă
(2.6)
Din relați a (2.3) rezultă
(2.7)

Pentru a analiza ce rezistență prezintă uneltele pe care le -am făcut,am realizat o modelare
numerică folosind programul SolidWorks. Am introdus piesa,am selectat ce parte a piese ar
trebui să fie fixă,apoi am aplicat o forță,am ales un material și am generat modelarea.
Rezultatele obținute în program sunt diferite față de cele obținute prin calcul pe foaie doarece
materialele sunt diferite.

Fig. 5.1 Deplasarea st atică

În fig. 5.1 se poate observa care este direcția forței și cum actionează aceasta asupra
ciocanului. Materialul se deformează,cea mai mare tensiune fiind în capătul unde este aplicată
forța de lovire. Tot raportul modelării este prezentat la ANE XĂ alături de modelările tuturor
pieselor pe care le -am proiectat.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

38

5.2 Metoda elementului finit

Metoda elementului finit (FEM) este o metodă numerică folosită pentru rezolvarea
problemelor de inginerie și de fizică matematică. În general zon ele tipice de interes includ
analiza structurală, transferul de căldură, debitul fluidului, transportul în masă și potențialul
electromagnetic.
Soluția analitică a acestor probleme necesită în general soluția la probleme ale valorilor
limitelor pentr u ecuațiile diferențiale parțiale. Formularea cu metoda finită a problemei are ca
rezultat un sistem de ecuații algebrice. Metoda oferă valori aproximative ale numerelor
discrete necunoscute de pe domeniu. Pentru a rezolva problema o împarte în părți mai m ici,
mai simple, numite elemente finite. Ecuațiile simple care modelează aceste elemente finite
sunt apoi asamblate într -un sistem mai larg de ecuații care modelează întreaga problemă.
FEM utilizează apoi metode variate de la calculul variațiilor pentru a aproxima o soluție prin
minimizarea unei funcții de eroare associate [42].
Analiza elementelor finite (FEA) este simularea oricărui fenomen fizic dat utilizând
metoda tehnică numerică denumită Metoda elementelor finite (FEM). Inginerii îl folosesc
pentru a reduce numărul de prototipuri și experimente fizice și pentru a optimiza
componentele în faza de proiectare pentru a dezvolta produse mai bune, mai rapid.
Este necesar să se utilizeze matematica pentru a înțelege și cuantifica cuprinzător orice
fenomen fizic, cum ar fi comportamentul structural sau fluid, transportul termic, propagarea
undelor, creșterea celulelor biologice etc. Cele mai multe dintre aceste procese sunt descrise
prin utilizarea unor ecuații diferențiale parțiale (PDE). Cu toate a cestea, pentru ca un
calculator să poată rezolva aceste PDEs, în ultimele decenii tehnicile numerice au fost
dezvoltate și una dintre cele mai importante, astăzi, este Analiza elementelor finite.
Ecuațiile diferențiale nu pot descrie doar procesele naturii , ci și fenomenele fizice întâlnite în
mecanica ingineriei. Aceste ecuații diferențiale parțiale (PDE) sunt ecuații complicate care
trebuie rezolvate pentru a calcula cantitățile relevante ale unei structuri (cum ar fi stresul (ε),
tulpinile (ε) etc.) pent ru a estima un anumit comportament al componentei investigate sub o
anumită încărcătură [43].
Este important să știm că FEA oferă doar o soluție aproximativă a problemei și este o
abordare numerică pentru obținerea rezultatului real al acestor ecuații diferențiale parțiale.
Simplificată, FEA este o metodă numerică utilizată pentru predicția modului în care o parte
sau un ansamblu se comportă în anumite condiții. Acesta este folosit ca bază pentru software –
ul de simulare modern și ajută inginerii să gă sească puncte slabe, zone de tensiune, etc. în

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

39
desenele lor. Rezultatele unei simulări bazate pe metoda FEA sunt de obicei reprezentate
printr -o scală de culoare care arată, de exemplu, distribuția de presiune asupra obiectului.
Subdivizarea unui dome niu întreg în părți mai simple are mai multe avantaje:
-Reprezentarea corectă a unei geometrii complexe
-Includerea proprietăților materialelor diferite folosite
-Reprezentarea ușoară a soluției totale
-Captarea efectelor locale.
Metoda unui element f init este caracterizată prin calculul variatiilor, o strategie de
discretizare, unul sau mai mulți algoritmi de soluționare și proceduri post -procesare.
Exemple de formulări variate sunt metoda Galerkin, metoda discontinuă Galerkin, metode
mixte etc.
O strategie de discretizare înseamnă un set clar definit de proceduri care acoperă crearea de
ochiuri de elemente finite, definirea funcției de bază a elementelor de referință (numite și
funcții de formă) și elemente pe elementele rețelei. Exemple de strat egii de discretizare sunt
h-version, p -version, hp -version, x -FEM, analiza izogeometrică etc. Fiecare strategie de
discretizare are anumite avantaje și dezavantaje. Un criteriu rezonabil în alegerea unei
strategii de discretizare este realizarea unei perfo rmanțe aproape optime pentru cel mai larg
set de modele matematice dintr -o anumită clasă de model [44].
Există mai mulți algoritmi de soluții numerice care pot fi clasificați în două categorii largi;
solverii direcți și iterativi. Acești algoritmi sun t concepuți pentru a exploata sparitatea
matricelor care depind de alegerile de formulare variată și de strategia de discretizare.
Procedurile postprocesare sunt concepute pentru extragerea datelor de interes dintr -o soluție
cu elemente finite. Pentru a în deplini cerințele de verificare a soluției, postprocesorii trebuie
să asigure o estimare eronată “posteriori” în ceea ce privește cantitățile de interes. Atunci când
erorile de aproximare sunt mai mari decât ceea ce este considerat acceptabil, discretizare a
trebuie schimbată fie printr -un proces adaptiv automatizat, fie prin acțiunea analistului [45].

5.3 Metoda elementului finit în SolidWorks

Fiecare versiune de SOLIDWORKS conține tool -ul SimulationXpress ce are capacitatea
de a efectua prima analiză a stresului asupra părților.
SimulationXpress este un modul de simulare bazat pe wizard care face parte din cadrul
SOLIDWORKS; atribuim un material modelului nostru, aplicăm elemente de fixare și
încărcări, apoi executăm simularea pentru a rez olva problema. Acesta folosește un principiu

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

40
numit Analiza elementelor finite (FEA) pentru a sparge o problemă mare în bucăți mai mici
sau mai ușor de gestionat, sau elemente care conțin noduri multiple (un proces denumit în
mod obișnuit meshing). Se fac a poi calcule pentru a determina deplasarea și stresul la fiecare
nod, ale cărui rezultate sunt apoi prezentate ca un set de rezultate. Aceste rezultate pot fi
folosite pentru a verifica dacă piesa va rezista la încărcăturile aplicate, să identifice punctele
de nefuncționare dacă există și să ne permită să îmbunătățim în continuare modelul dacă este
necesar pentru creșterea calității produselor noastre. Acest întreg proces se realizează mult
mai repede decât ar putea fi realizate calculele de mână sau chiar f abricarea unei bucăți de
testare și testarea fizică a piesei [46].
Procesul FEA implică împărțirea unui model în mai multe elemente mici, în cadrul
SimulationXpress avem doar un tip de ochiuri disponibile pentru noi (Standard) și
dimensiunea ochiurilo r este Global în întregul model. Cu ajutorul programelor de simulare,
putem specifica anumite controale asupra mesh -ului pentru a forța generarea unei rețele mai
fine în zonele de interes în timp ce folosim un mesh global mai relaxat și mai grosier în alte
zone, ceea ce înseamnă mai puține calcule și rezultate mai rapide. Ar trebui să avem mai
multe elemente într -un model SimulationXpress numai din acest motiv, deoarece trebuie să
alegem o dimensiune a nodurilor mesh -ului potrivită pentru întregul model ca dimensiune
globală, ceea ce duce la timpi de soluționare mai lungi [47].

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

41

Capitolul 6
Solu ția proprie

6.1 Manșonul
Manșonul este acea parte a protezei care se atașează de bont, cu sau fără o cupă (mănușă).
Poate fi re alizat di n mai multe tipuri de materiale , cele mai numeroase fiind din rășină acrilică
sau silicon [47].
Pentru a realiza aceasta piesă am avut nevoie de o parte din măsuratorile antropometrice
realizate mai sus.

Fig. 6.1 Vedere în plan frontal a m anșonului

Fig. 6.2 Dimensiunile exterioare ale manșonului

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

42
Acest manșon prezintă un design destul de simplu, fiind format dintr -un cilindru ce se
termina cu o cupolă și o extremitate ieșită în afară, aceasta terminandu -se cu o entitate sub
formă de c iupercă.
Cilindrul are dimensiunile în așa fel încât să poată cuprinde de jur împrejur îcheietura unui
bărbat.
Astfel raza cilindrului este r=45 mm, înălțimea cilindrului h=90 mm și înălțimea de la baza
cilindrului până la vârful cupolei este h 1=105 mm.

6.2 Baza uneltelor
Baza pentru unelte est e formată tot dintr -un cilindru , aceasta fiind plasată peste manșon. În
centru se poate observa un spațiu în care sunt apoi fixate diferite tipuri de unelte. În partea
dreaptă a bazei se află un spațiu în care este introdusă acea extremitate a manșonului. Aceasta
este folosită pentru a putea fi fixată de manșon.

Fig. 6.3 Vedere în plan frontal a bazei pentru unelte

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

43

Fig. 6.4 Dimensiunile cilindrului exterior al bazei

Pentru a putea f i atașat peste manșon este necesar ca dimensiunea razei să fie puțin mai
mare și anume R=50 mm. Înalțimea cilindrului despre H=70 mm.

Fig. 6.5 Dimensiunile spațiului în care este fixat manșonul

Acest spațiu trebuie să aibe o dimensiune cu un mm mai mic decât cea a extremității de pe
manșon ,respectiv 12 mm.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

44
6. 3 Ansamblu cheie reglabilă
Având în vedere că scopul proiectului este acela de a realiza un prototip de proteză care să
poată fi folosită la muncă (într -un șantier) ,am proiectat o parte din uneltele care pot fi atașate.
Un tip de unealtă foarte folosită este cheia reglabilă. Cu ajutorul acesteia muncitorii pot
rezolva o multitudine de probleme.
Cheia este formata din 4 componente care pot fi observate în fig. 6.6:

Fig. 6.6 Componente cheie reglabilă

Fig. 6.7 Ansamblu proteză cu cheie reglabilă
În figura se poate observa tot ansamblul . Acesta conține manșonul, baza și cheia reglabilă.
Mișcările de torsiune care se pot realiza nu interferează cu sistemul de prindere.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

45
6. 4. Ansamblu ciocan

Fig. 6.8 Ansamblu protez ă cu ciocan

Ciocanul proiectat este format dintr -o singură piesă mai complex. Acesta prezintă doua
capete, cu unul realizâdu -se mișcări lovire asupra diferitelor obiecte. Capătul celălalt este
folosit pentru a scoate sau pentru a introduce cuie din diferite obiecte.
Datorită acestor scopuri de folosire este necesar ca ciocanul să fie realizat dintr -un material
dur, pentru a putea mări forța cu care este lovit obiectul.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

46
6. 5 Ansamb lu cuțit

Fig. 6.9 Ansamblu proteză cu cuțit

Cuțitul este format dintr -o singură piesă care conține și lama și modelul de mâner.Acesta
nu are o mărime foarte mare, fiind mai degrabă considerat un cutter. Se poate folosi pentru a
realiza tăieri în ma teriale de o compoziție mai moale (spumă, hârtie,etc).

6. 6 Ansamlu pilă
Pila este o piesă de complexitate redusă, fiind pur și
simplu un arc lamelar. Aceasta prezintă un capăt ușor
ascuțit.
Grosimea pilei este destul de mică, b=5 mm, acest
lucru ajutând la o direcționare mai ușoară.
Lungimea pilei este de l=80 mm.

Fig. 6.10 Ansamblu proteză cu pilă

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

47

Capitolul 7
Contribuții viitoare

Modelul proiectat este un prototip simplu asupra căruia nu este montat nici un tip de
mecanism prin care să se poata realiza singure mișcări provenite de la creier. Ideal ar fi ca pe
interiorul cupei să existe electrozi conectați la piele care să preia semnalele de la creier și să le
impună protezei,fară a fi necesara o forță exterioară.
În acest moment, datorită faptului ca proteza prezentata este una pasivă, aceasta poate să
fie atașată de corp folosind un ham sau o curea specială.
Aș dori pe viitor să proiectez unelte care să se poată folosi în cât mai multe și diverse
activități,n u doar în cadrul unui șantier.
Aspectul estetic este unul important,în acest demers mi -aș dori să cosmetizez aspectul
prototipului astfel încât să fie mai plăcut vi zual.

Capitolul 8
Concluzii

Scopurile academice ale acestei lucrări erau iniția l incerte și cu siguranță se schimbau pe
tot parcursul anului. Scopul inițial a fost de a dezvolta un prototip de proteză care să poată fi
imprimat 3D la un cost redus. Obiectivele și așteptările pentru această teză au fost realizate
În acest stadiu, proteza prezentă nu este într -o stare în care acesta poate fi utilizat de către
un pacient amputate,totuși odată cu proiectarea unei conexiuni adecvate cu cupă, există
posibilitatea de a putea fi testată.
Am realizat în această lucrare un proiect pent ru o proteză de mână functională modular.
Aceasta este proiectată în așa fel încât să poată permite interschimbarea mai multor tipuri de
unelte ușor,acestea fiind fixate printr -un mecanism simplu format dintr -un cilindru care face
parte din manșon. Acesta parcurge un mic traseu printr -un șanț proiectat pe suprafața bazei
uneltelor. Acest tip de conectare prezintă și dezavantaje deoarece dacă sunt întreprinse miscări
de pronație sau supinație este posibil ca unealta să cadă. Totuși avantajul este că acest ti p de
mecanism este unul simplu și ușor de realizat.

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

48
Referințe figuri
1 https://www.van -royen.com/blog/2014/12/15/antique -prosthe ticsnot -just-for-creeps -and-nostalgic –
doctors
2 http://fullthreadahead.com/bones -of-the-hands
3 http://www.rasfoiesc.com/sanatate/medicina/Amputatiile -membrului -superior41.php
4 ”Echipamente de Protezare și Ortezare ”,Ș.L. Dr. Ing. Doina Bucur,notițe de curs
5 https://paten ts.google.com/patent/US5464444A/en?oq=US+5464444
6 https://patents.google.com/patent/US3802302A/en?oq=US+3802302
7 https://patents.google.com/patent/US5062860A/en?oq=US+5062860
8 https://patents.google.com/patent/US3490078A/en?oq=US+3490078+A
9 http://activ -ortopedic.ro/despre -noi/
10 http://www.ortomedical.ro/
11 https://www.bizoo.ro/firma/handilug/
12 http://www.utaharm.com/
13 http://steepergroup.com/
14 http://touchbionics.com/
15 http://bebionic.com/
16 https://www.ottobock.co.uk/prosthetics/upper_limbs_prosthetics/product -systems/bebionic -hand/
17 http://touchbionics.com/products/active -prostheses/i -limb-ultra
18 https: //media.ottobock.com/_web -site/prosthetics/upper –
limb/myoelectric_devices/files/prosthesis_systems_information_for_practitioners.pdf
19 https://www.ottobockus.com/prosthetics/upper -limb-prosthetics/solution -overview/michelangelo –
prosthetic -hand/
20 https://www.shmoop.com/forces -motion/force -diagrams.html
21 https://en.wikipedia.org/wiki/Shear_stress
22 http://jeb.biologists.org/content/213/16/2873
23 https://en.wikipedia.org/wiki/Contact_mechanics

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

49
Bibliografie

[1]https://journals.lww.com/jbjsjournal/Abstract/2010/12150/Traumatic_and_Trauma_Related_Amput
ations__Part_II.9.aspx
[2] Europen Commission community research, Cognitive Robotic Systems. DEXMART. DEXterous
and autonomous dual -arm/hand robotic manipulation with sMART sensory -motor s kills: A bridge
from natural to artificial cognition. February 2, 2009
[3] Tim Taylor , Muscles of the Hand and Wrist. Inner Body org.
http://www.innerbody.com/image_skel13/ligm27.html#full -description
[4] Hands Facts and Tivia. The elect ronic textbook of hand surgery.
http://www.eatonhand.com/hw/facts.htm
[5] Belter, Joseph T,M.S., B.S., J. L. Segil, Dollar, Aaron M, PhD,S.M., B.S. and R. F. Weir PhD.
Mechanical design and performance specifications of anthropomorphic prosthetic hands: A review.
Journal of Rehabilitation Research and Development 50(5), pp. 599 -618. 2013.
[6] https://www.archives -pmr.org/article/S0003 -9993(00)90074 -1/abstract
[7] https://www.advancedtissue.com/what -are-some -causes -of-amputation/
[8]http://www.hangerclinic.c om/limb -loss/adult -upper -extremity/Pages/Amputation –
Levels.aspx
[9]”Echipamente de Protezare și Ortezare ”,Ș.L. Dr. Ing. Doina Bucur ,notițe de curs
[10] https://patents.google.co m/patent/US5464444A/en?oq=US+5464444
[11] https://patents.google.com/patent/US3802302A/en?oq=US+3802302
[12] https://patents.google.com/patent/US5062860A/en?oq=US+5062860
[13] https://patents.google.com/patent/US3490078A/en?oq=US+3490078+A
[14] http://activ -ortopedic.ro/despre -noi/
[15] http://www.ortomedical.ro/
[16] https://www.bizoo.ro/firma/handilug/
[17] https://www.upt.ro/
[18] https://www.unitbv.ro/
[19] https://www.utcluj.ro/
[20] http://www.utaharm.com/

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

50
[21] http://steepergroup.com/
[22] http://touchbionics.com/
[23] http://bebionic.com/
[24] http://touchbionics.com/products/active -prostheses/i -limb-ultra
[25]https://media.ottobock.com/_web -site/prosthetics/upper –
limb/myoelectric_devices/files/prosthesis_systems_information_for_practitioners.pdf
[26]https://www.ottobockus.com/prosthetics/upper -limb-prosthetics/solution –
overview/michelangelo -prosthetic -hand/
[27] https://www.slideshare.net/alaskabu/curs -epo-3componclasif2014
[28] Dillingham, Timothy R. MD, MS; Pezzin, Liliana E. PhD; MacKenzie, Ellen J. PhD;
Burgess, Andrew R. MD, Use and Satisfaction with Prosthetic Devices Among Persons with
Trauma -Related Amputations: A Long -Term Outcome Study
[29] S. Parit himarkalaignan and T. V. Padmanabhan , Osseointegration: An Update
[30] Chris Lake . Chapter 14: Partial Hand Amputation: Prosthetic Management. American
Academy of Orthopaedic Surgeons.
[31] Brooker, Graham . Introduction to Biomechatronics. Scitech publishi ng, 2012.
[32] Patrick Maudsley. Shape Memory Alloy (SMA) Robotic Hand -University ofUtah
Mechanical Engineering. May, 2009. https://www.youtube.com/watch?v=zQih9tLbEzo
[33] https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC4439679/
[34] http://www.solidworks.com/sw/why -choose -solidworks.html
[35] https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/27689584
[36] https://en.wikipedia.org/wiki/Tension_(physics)
[37] https://www.britannica.com/science/shear -stress
[38] https://en.wikipedia.org/wiki/Bending
[39] https://en.wi kipedia.org/wiki/Torsion_(mechanics)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

51
[40] https://en.wikipedia.org/wiki/Contact_mechanics
[41] Biomecatronica, Conf. Dr. Ing. Sorin Kostrakievici, notite de curs
[42]https://www.plm.automation.siemens.com/global/en/our -story/glossary/finite -element –
analysis -fea/13173
[43] https://www.comsol.com/multiphysics/finite -element -method
[44] https://www.simscale.com/docs/content/simwiki/fea/whatisfea.html
[45] https://en.wikipedia.org/wiki/Finite_element_method
[46] http://web.mit.edu/16.810/www/16.810_L4_CAE.pdf
[47] https://www.javelin -tech.com/3d/technology/solidworks -simulation/

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

52
ANEXĂ

1. File Informatio n
Model name: ArcLamelar
Model
location: E:\LicentaChirilov –
MariaMirabela \desene \ArcLamelar .sldprt
Results
location: C:\Users \Mira \AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Boss -Extrude1) 1.0715 (11SMn30) 0.000156 kg 2e-008 m^3

3. Load & Restraint Information
Fixture
Fixed -1 <ArcLamelar > on 1 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <ArcLamelar > on 1 Face(s) apply normal force 10 N using uniform
distribution

4. Stu dy Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 0.2716 mm
Tolerance: 0.01358 mm
Quality: High
Number of elements: 7151
Number of nod es: 12188

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

53
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:02
Computer name: CH101 -NISTOR

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises
Stress 90883.6
N/m^2
(5.0005 3
mm,
-1.27877
mm,
7.83316
mm)
1.78695e+008
N/m^2
(2.5 mm,
-0.0024243
mm,
0.269962 mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES: Resultant
Displacement 0
mm
(0 mm,
0 mm,
0 mm)
0.0561919
mm
(2.5 m m,
-0.799992
mm,
8.03348 mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

54

5c. Deformation

5d. Factor of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0715 (11SMn30)
Description: 9 SMn 28
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Max von Mises Stress
Application Data:
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.0083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expan sion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

55
Specific heat 440 J/(kg.K)

1. File Information
Model name: Ciocan
Model location:
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Defaul t-)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Fillet1) 1.0718 (11SMnPb30) 0.254395 kg 3.26148e -005 m^3

3. Load & R estraint Information
Fixture
Fixed -1 <Ciocan > on 1 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <Ciocan > on 1 Face(s) apply normal force 10 N using uniform distribution

4. Study Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automati c Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 3.1961 mm
Tolerance: 0.15981 mm
Quality: High
Number of elements: 8406
Number of nodes: 13783
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:04

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

56
Computer name: CH101 -NISTOR

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises Stress 1.12157e -006
N/m^2
(-1.78258
mm,
113.904
mm,
-12.4861
mm)
78571.7
N/m^2
(-4.26054
mm,
30.2126
mm,
7.39806
mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES:
Resultant
Displacement 0
mm
(-12.5
mm,
51.2037
mm,
-10
mm)
7.57475e –
006 mm
(0.000892349 mm,
12 mm,
-0.0462314 mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

57

5c. Deformation

5d. Fact or of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0718 (11SMnPb30)
Description: 9 SMnPb 2
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Max von Mises Stress
Application Data:
Property Name Value Units

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

58
Elasti c modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.1083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg.K)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

59
1. File Information
Model name: Cutit
Model location:
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1( Fillet1) 1.0718 (11SMnPb30) 2.2931 kg 0.000293987 m^3

3. Load & Restraint Information
Fixture
Fixed -1 <Cutit > on 3 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <Cutit > on 1 Face(s) apply normal force 10 N using uniform distribution

4. Study Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Si ze: 6.6511 mm
Tolerance: 0.33255 mm
Quality: High
Number of elements: 8658
Number of nodes: 15151
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:03
Computer name: CH101 -NISTOR

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

60

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Str ess
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises Stress 1.06078
N/m^2
(-14.7757
mm,
-14.9968
mm,
-4.23029
mm)
3.85996e+007
N/m^2
(22.6828
mm,
199.089
mm,
0.475139
mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES:
Resultant
Displacement 0
mm
(-15 mm,
22.9412
mm,
-1.23062e –
008 mm)
0.0622817
mm
(-15.4062
mm,
276.207
mm,
–
0.400344
mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

61

5c. Deformation

5d. Factor of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0718 (11SMnPb30)
Descr iption: 9 SMnPb 2
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Max von Mises Stress
Application Data:
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.1083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg.K)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

62

1. File Information
Model name: Carlig
Model location:
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Revolve1) 1.0718 (11SMnPb30) 0.483003 kg 6.19235e -005 m^3

3. Load & Restraint Information
Fixture
Fixed -1 <Carlig > on 1 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <Carlig > on 2 Face(s) apply normal force -10 N using uniform
distribution

4. Study Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 3.9575 mm
Tolerance: 0.19788 mm
Quality: High
Number o f elements: 6982
Number of nodes: 11209
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:01
Computer name: CH101 -NISTOR

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

63

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises
Stress 4.40971
N/m^2
(43.7959
mm,
28.2477
mm,
0.0513308
mm)
295668
N/m^2
(-11.9098
mm,
-3.39052
mm,
–
0.000903075
mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES:
Resultant
Displacement 0
mm
(-
4.07403
mm,
84.1877
mm,
6.58179
mm)
0.00102654
mm
(24.8188
mm,
-35.9684
mm,
–
0.00179001
mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

64

5c. Deformation

5d. Factor of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0718 (11SMnPb30)
Description: 9 SMnPb 2
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Max von Mises Stress
Application Data:
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

65
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.108 3e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg.K)

1. File Information
Model name: Pila
Model location:
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Fillet1) 1.0718 ( 11SMnPb30) 2.25853 kg 0.000289555 m^3

3. Load & Restraint Information
Fixture
Fixed -1 <P ila> on 3 Face(s) fixed.
Fixed -2 <P ila> on 3 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <Pila> on 1 Face(s) apply normal force 1 N using uniform distribution

4. Study P roperty
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

66
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 6.6175 mm
Tolerance: 0.33088 mm
Quality: High
Number of elements: 7930
Number of nodes: 13580
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:01
Computer name: CH101 -NISTOR
Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises
Stress 0.0358347
N/m^2
(-
23.2264
mm,
-18.0005
mm,
-5.22703
mm)
534348
N/m^2
(18.5951
mm,
130.867
mm,
4.16425
mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES:
Resultant
Displacement 0
mm
(-15 mm,
22.9412
mm,
-1.23062e –
008 mm)
0.00374005
mm
(25.2175
mm,
233.93
mm,
23.0273
mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

67

5c. Deformation

5d. Factor of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0718 (11SMnPb30)
Description: 9 SMnPb 2
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Cri terion: Max von Mises Stress
Application Data:

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

68
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.1083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^ 2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg.K)

1. File Information
Model name: Surubelnita
Model location:
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXp ress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Fillet19) 1.0718 (11SMnPb30) 5.68486e+006 kg 728.829 m^3

3. Load & Restraint Information
ixture
Fixed -1 <Surubelnita > on 8 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <Surubelnita > on 9 Face(s) apply normal force 10 N using uniform
distribution

4. Study Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

69
Mesher U sed: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 0.89973 m
Tolerance: 0.044987 m
Quality: High
Number of elements: 12291
Number of nodes: 19204
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:03
Comput er name: CH101 -NISTOR

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON: von Mises Stress 6.29029e -005
N/m^2
(-3.2506 m,
8.24746 m,
0.0492832
m)
60.6162
N/m^2
(1.77095
m,
-7.39621
m,
3.10749
m)

5b. Displacement

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

70
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES: Resultant
Displacement 0
mm
(0 m,
8.56681
m,
–
3.11684
m)
4.66346e –
007 mm
(2.00595
m,
-14.4907
m,
-3.244
m)

5c. Deform ation

5d. Factor of Safety

6. Appendix
Material name: 1.0718 (11SMnPb30)
Description: 9 SMnPb 2

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

71
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Max von Mises Stress
Application Data:
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.1083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conduct ivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg.K)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

72
1. File Information
Model name: tija
Model location: C:\Users \CH 101 – Nistor \Desktop \tija.SLDPRT
Results location: C:\Users \CH101 -~1\AppData \Local \Temp
Study name: SimulationXpress Study ( -Default -)

2. Materials
No. Body Name Material Mass Volume
1 SolidBody 1(Boss –
Extrude1) [SW]1.0715
(11SMn30) 0.000245044
kg 3.14159e -008
m^3

3. Load & Restraint Information
Fixture
Fixed -1 <tija> on 1 Face(s) fixed.

Load
Force -1 <tija> on 1 Face(s) apply normal force -10 N using uniform distribution

4. Study Property
Mesh Information
Mesh Type: Solid Mesh
Mesher Used: Standard mesh
Automatic Transition: Off
Smooth Surface: On
Jacobian Check: 4 Points
Element Size: 0.31572 mm
Tolerance: 0.015786 mm
Quality: High
Number of elements: 6923
Number of nodes: 10759
Time to complete mesh(hh;mm;ss): 00:00:01
Computer name: CH101 -NISTOR

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

73

Solver Information
Quality: High
Solver Type: FFEPlus

5. Results
5a. Stress
Name Type Min Location Max Location
Stress VON:
von
Mises
Stress 1.70053e+006
N/m^2
(0.0943418 mm,
-1.67467e -009
mm,
10 mm)
3.73751e+006
N/m^2
(0.62349
mm,
0.78183 2
mm,
10 mm)

5b. Displacement
Name Type Min Location Max Location
Displacement URES:
Resultant
Displacement 0
mm
(0.5 mm,
0.866025
mm,
10 mm)
0.000150645
mm
(0.960654
mm,
0.144864
mm,
-1 mm)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

74

5c. Deformation

5d. Factor o f Safety

6. Appendix
Material name: [SW]1.0715 (11SMn30)
Description:
Material Source:
Material Model Type: Linear Elastic Isotropic
Default Failure Criterion: Unknown
Application Data:
Property Name Value Units
Elastic modulus 2.1e+011 N/m^2
Poisson's ratio 0.28 NA
Shear modulus 7.9e+010 N/m^2
Mass density 7800 kg/m^3
Tensile strength 4.0083e+008 N/m^2
Yield strength 2.75e+008 N/m^2
Thermal expansion coefficient 1.1e-005 /Kelvin
Thermal conductivity 14 W/(m.K)
Specific heat 440 J/(kg. K)

Universitatea POLITEHNICA din București
FACULTATEA DE INGINERIE MEDICALĂ

75