UNIVERISITATEA POLITEHNICA din BUCUREȘTI [308060]

[anonimizat].dr.ing. Octavian GHIȚĂ

Student: [anonimizat]

2018

[anonimizat].dr.ing. Octavian GHIȚĂ

Student: [anonimizat]

2018

CUPRINS

Introducere

Capitolul I. Studii și cercetări cu caracter medical

1.1 Anatomia membrului inferior

1.2 Biomecanica membrului inferior

1.3 Amputația membrului inferior

1.4 [anonimizat]

1.4.1 Proteză transtibială acționată electric

1.4.2 Proteză transtibială autoreglabilă

1.4.3 Proteză transtibială cu reglare automată în vederea adaptării la schimabarea suprafeței de deplasare

1.5 Construcția protezelor de membru inferior

1.5.1 Fibra de carbon

1.5.2 Kevlar

1.5.3 Fibra de sticla

1.5.4 Titan

1.5.5 Aluminiu

Capitolul II. Aspecte teoretice privitoare la proiectarea temei

2.1 Determinarea forțelor biomecanice ce acționează asupra membrului inferior

2.1.1 Forțe ce acționează asupra genunchiului

2.1.2 Forțe ce actionează asupra patelei

2.2 Forțe ce acționează asupra membrului piciorului

2.3 Simularea unei proteze transtibiale

Capitolul III. Prezentarea soluției proiectate

3.1 Noțiuni generale legate de modelul ales

3.2 Adaptor de tub ajustabil 4R69

3.3 Tub cu adaptor 3R50

3.4 Articulație de gleznă biaxială

3.5 Mecanism de reglare a unghiului piciorului

3.5.1 Proiectarea mecanismului de reglare a unghiului piciorului

3.5.2 Etapele de reglare a unghiului

3.6 Picior biaxial

Capitolul IV. Optimizarea soluției proiectate

Capitolul V. [anonimizat] a mai multor membre ale unui pacient. De-a [anonimizat] a le putea reda acestor persoane o [anonimizat]-se la noțiunea de proteza. [anonimizat] s-a găsit o proteza de deget fabricată din lemn cu o vechime de aproximativ 3000 de ani până la protezele bionice acționate mioelectric din ziua de azi. Țelul principal al unei proteze este de a oferi pacientului posibilitatea de a-și relua o [anonimizat] a [anonimizat] a se simți ca orice altă persoana capabilă. Deasemeni, [anonimizat]-se faptul că o proteză cât mai similara membrului uman ajută într-o masură considerabilă în recuperarea emoțională postoperatorie a pacientului.

Scopul acestei lucrări este proiectarea cu ajutorul programului Fusion360 a [anonimizat], proteza având capacitatea de a putea fi ajustată pentru a permite pacientei sa poarte încălțăminte cu toc. [anonimizat]. Construcția piciorului va presupune introducerea în structura piciorului un mecanism tip balama ce va perminte reglarea unghiului de înclinație în funcție de preferințele pacientei și alegerea unui material plastic potrivit protezei proiectate.

Capitolul I. Studii și cercetări cu caracter medical

1.1 Anatomia membrului inferior

Din punct de vedere anatomic, membrul inferior este structurat în 4 regiuni principale: triunghiul femural, canalul femural, canalul adductor și fosa popliteală.

Triunghiul femural este o porțiune situată în zona coapsei interioare și este străbătută de numeroase terminații nervoase . Prezintă o mare importanță din punct de vedere anatomic și clinic.

Canalul femural este un compartiment de aproximativ 1.3 cm localizat în regiunea coapsei anterioare.

Canalul adductor, supranumit și canalul lui Hunter, este o structură tubulară conică regasită în coapsă. Rolul acesteia este a de a asigura transferul de structuri între regiunea posterioară a membrului inferior și coapsa anterioară.

Fosa popliteală servește ca traseu de trecere pentru structurile din regiunea coapsei către cele din picior, regăsindu-se în spatele genunchiului.

Componenta osoasă a membrului inferior este alcatuită din oasele piciorului, tarsiene, metatarsiene, falange, tibia, fibula, patela și femurul, Fig 1.1.

Următoarele elemente ce fac posibilă crearea unei structuri întregi, cu abilități locomotorii sunt articulațiile. Există 4 articulații principale: articulația șoldului, articulația genunchiului, articulația gleznei și nu în ultimul rând ariculația subtalară. Toate acestea sunt acționate din punct de vedere mecanic de către țesutul muscular ce le învelește. În funcție de regiunea pe care activează, acesta se clasifică în fascia lata, mușchii din regiunea gluteală, mușchii coapsei, mușchii gambei și mușchii piciorului.

La rândul lor, aceștia sunt controlați de către sistemul nervos prin intervediul unei rețele nervoase prin care se transmit impulsuri electrice ce determină apariția răspunsului mecanic din partea țesutului muscular. Prin urmare, nervii prezintă o mare importanță în structura membrului inferior, orice leziune la nivelul acestora riscând să afecteze sistemul locomotor al individului. În funcție de localizarea acestora, ei stimulează diferite grupe de mușchi, astfel că se cunosc până în prezent urmatorii nervi principali:

Plexusul sacral (S1-S4 și L4-L5): reprzintă o grupare de nervi ce asigură sensibilitatea la nivelul pielii și al mușchilor din zona pelvisului și al piciorului.

Nervul femural (L2-L4): inervează mușchii resposabili de flexia articulației șoldului și extensia genunchiului.

Nervul obturator (L2-L4): inervează adductorul medial al coapsei.

Nervul sciatic (L4-S3): inervează țesutul muscular regăsit în zona coapsei posterioare și porțiunea magnus adductor.

Nervul tibial (L4-S3): inervează regiunea posterioară a piciorului.

Nervul fibular comun (L4-S2): inervează o mică porțiune din bicepsul femural, precum și cei din regiunea laterală și anterioară a piciorului.

Nervul fibular superficial (L4-S1): inervează mușchii din regiunea laterală a piciorului.

Nervul fibular adânc (L4-L5): inervează mușchii din regiunea anterioară a piciorului și cei din regiunea intrinsecă a acestuia.

Pentru ca toate aceste sisteme să befeficieze de o funcționare optimă, este necesar un sistem vascular ce asigură irgarea și oxigenarea țesuturilor. Sistemul vascular la nivelul membrului inferior se clasifică în două mari categorii: arterele și venele.

În funcție de localizare, se regăsesc în zona coapsei artera femurală, artera obturatoare, artera popliteală, artera fibulară, artera tibială și artera dorsalis pedis. Pricipalele vene ce se menționează sunt vena externă iliacă, vena femurală, vena popliteală, vena fibulară și vena tibială.

Importanța sistemului locomotor în viața unui individ este indiscutabilă, astfel că orice leziune la nivelul membrului inferior poate creea dificultăți în cadrul activităților zilnice. În funcție de tipul leziunii, există tratamente și terapii, de la cele mai simple, cele medicamentoase, până la cele extreme, cum ar fi amputația. Cele mai frecvente afecțiuni la nivelul membrului inferior sunt

febra musculară, entorse, fracturi, majoritatea rezultate din cauza activităților fizice. Desigur, în funcție de gravitatea acestora, pot prezenta un pericol pentru sănătatea membrului pacientului. Există însă și afecțiuni rezultate ca urmare a altor boli cu care se prezintă pacientul, cum ar fi afecțiuni ale sistemul cardio-vascular și diabetul. Netratate corespunzător, pot determina apariția unor complicații, ce necesită în final efectuarea intervențiilor chirurgicale sau chiar amputație de membru [1].

1.2 Biomecanica membrului inferior

Biomecanica se definește ca studiul mecanicii sistemului locomotor, respectiv al sistemului musculoscheletal prin analiza forțelor ce acționează asupra componentelor anatomice. Pentru un tratament cât mai eficient ale diferitelor afecțiuni este necesară o bună cunoaștere a biomecanicii corpului.

Cele mai importante structuri mecanice ale piciorului sunt:

Sistemul osos: rol principal în menținerea echilibrului și propulsie în cazul alergării; deasemeni oferă structurii și o rigiditate relativă.

Articulațiile: oferă flexibilate.

Mușchii și tendoanele: rol în control al mișcării.

Artrocinematica normală și propriocepția la nivelul piciorului ofera acestuia capacitatea de a atenua forțele determinate de greutate. Prin disipare și distribuție, membrul inferior reduce forțele de compresiune, tracțiune, forfecare și rotație în timpul fazei de sprijin. Orice distribuție ale acestor forțe ce nu se încadrează în limitele normale poate cauza modificari la nivelul locomoției, urmând apariția unui stres suplimentar ce duce la lezarea țesuturilor moi și a mușchilor [2].

Mersul uman este modelat cu ajutorul principiului penduluilui dublu (Fig 1.4). Acesta este caracterizat printr-o mișcare translațională în care deplasarea rotativă tip pârghie a segmentelor membrelor inferioare este transformată într-o mișcare de rulare pe articulația pelvină. Primul pendul este reprezentat de momentul în care piciorul părăsește suprafața solului și se mișcă dinspre șold înainte. Ulterior, pendulul inversat apare atunci când călcâiul reajunge pe suprafața solului și crează o mișcare de rulare spre falange.

Un ciclu de mers este definit ca perioada de timp între două contacte călcâi – sol consecutive (Fig 1.4). Unitatea de masură folosită pentru mersul uman este pasul, care la rândul lui este împărțit în 2 faze: faza de sprijin și faza de amortizare. Faza de suport ocupă aproximativ 60% din totalitatea timpului ciclului de mers, fiind caracteristică momentului în care piciorul este în contact cu solul. Aceasta poate fi de două tipuri: dublă (la începutul ciclului și la sfârșitul acestuia), atunci când sprijinul este asigurat de ambele membre și singură, atunci când doar un singur membru este în contact cu solul [3].

1.3 Amputația membrului inferior

Amputația este reprezentată de acțiunea chirurgicală de îndepărtare a unui membru sau a unor membre ce nu prezintă potențial de vindecare și pot pune sănătatea pacientului în pericol. Principalele cauze ce determina efectuarea unei astfel de proceduri chirurgicale sunt traumele rezultate din accidente, infectiile si neoplamele. Persoanele afectate de diabet pot dezvolta in timp necroza la nivelul membrelor, situatie in care amputatia este necesara.

O prima consecinta ce survine in urma acestei interventii este impactul emotional pe care il sufera pacientul. Aceste pierderi sunt de cele mai multe ori asociate cu senzatia de incomplet, tendita de izolare sociala si chiar cu moarte simbolica. Cea mai frecventa afectiune observata ulterior este depresia, motiv ce face ca recuperarea post-operatorie sa fie dificila iar calitatea vietii a pacientului scade considerabil. Deasemeni, amputatii efectuate in urma unor accidente traumatizante pot determina si aparitia stresului posttraumatic, cunoscut si ca PTSD [4].

Un fenomen interesant ce s-a observat in urma operatiei este numit “membrul fantoma” si este reprezentat de senzatia prezentei membrului lipsa, senzatia de gadilare sau in cel mai rau caz chair durere. De cele mai multe ori, pacientii sunt ajutati sa treaca peste acest fenomen insa sunt persoane care se pot confrunta cu aceasta chiar si dupa an de la interventie. Doctorii sunt de parere ca un pacient are mai multe sanse sa fie afectat de “durerea fantoma” daca in ultimul an inainte de operatie acesta a suferit alte interventii la nivelul acelui membru, precum si acupunctura [5].

De-a lungul timpului s-au efectuat studii in aceasta privinta, pentru a determina cea mai potrivita metoda de a aborda pacientul si de a-l ajuta sa depaseasca pragul de dificultate in urma interventiei.

S-a observat faptul ca reactia pacientului asupra pierderii membrului poate varia in functie de caracteristicile personale ale acestuia. Astfel ca, o persoana emotiva este mult mai usor afectata fata de persoana cu un caracter mai puternic sau o persoana narcisista resimte diferit schimbarea de imagine fata de o persoana care nu pune la fel de mult pret pe aceasta. Un studiu privind efectele psihologice in relatie cu caracterul personal a fost efectuat asupra unui esantion de 50 de barbati, majoritari din zona rurala, cu o medie de varsta de 27.68 ani. Acestia au fost alesi diferit, in functie de tipul amputatiei, cauza si durata amputatiei si criterii personale cum ar fi, status marital, provenienta. In final, tinand cont de nivelul de stres si predispozitia la care sunt supusi pacientii, este recomandat ca acestia sa beneficieze de asistenta psihologica atat preoperator cat si postoperator, specialistii tinand cont foarte atent de caracteristicile personale ale fiecarui individ. S-a observat importanta prezentei unei persoane de pecialitate in cadrul recuperarilor, mai ales in cadrul consultatiilor pe termen lung [6].

Tipuri de amputatii la nivelul membrului inferior:

Hemipelvectomie: Se amputeaza articulatia soldului impreuna cu o parte din pelvis. Cunoscuta deasemeni si sub numele de amputatie transpelvica. Cel mai adesea se efectueaza in urma diagnosticului cu tumoare maligna sau in urma accidentelor. In acest caz, utilizarea unei proteze este foarte dificila deoarece pacientul nu prezinta un bont.

Dezarticularea soldului: Incizia se efectueaza sub articulatia soldului. Se efectueaza in cazul in care pacientul se prezinta cu tumoare maligna a sistemului osos sau la nivelul tesuturilor moi. Ulterior, pacientul poate purta proteza.

Transfemurala: Amputatia se efectueaza deasupra articulatiei genunchiului. Bontul este format din osul femural, astfel ca pacientul poate utiliza dupa operatie proteza.

Transtibial: Adeseam numita si amputatia sub genunchi datorita pozititie inciziei, este tipul de amputatie cel mai de efectuata si cu numarul de complicatii postoperator sczut considerabil fata de cazul amputatiilor transfemurale.

Syme: Pacientului ii sunt amputate falangele impreuna cu o parte din oasele metatarsiene, astfel numita si amputatie metatarsiana. Gradul de functionalitate al piciorului este pastrat, prin urmare mersul pacientului impreuna cu echilibrul acestuia nu sunt afectate.

Termenul de preoteza se refera la dispozitivul medical proiectat in vederea preluarii unor functii ale unor regiuni corporale cum ar fii, ochiul, soldul, membrul inferior sau membrul superior. Principalele obiective sunt de a reda pacientilor o parte din functiile pierdute si deasemeni de a le oferi acestora un comfort moral printr-o estetica mai placuta.

1.4 Stadiul actual in domeniul protezarii – Solutii brevetate

1.4.1 Proteză transtibiala actionata electric

Inventatori: Hugh M. Herr, Jeff A.Weber, Kwok Wai Samuel Au, Bruce Wayne Deffenbaugh, Lee Harris Magnusson, Andreas G. Hofmann, Benjamin B. Aisen.

O proteza transtibiala care permite furnizarea unei energii cinetice similare celei umane, pentru a face posbila cresterea economiei energiei metabolice a pacientului, comparativ cu protezele transtibiale conventionale. Din punct de vedere constructiv, aceasta cuprinde un arc unidirectional plasat in paralel cu un actuator pentru controlul fortei. Proteza este programata pentru a furniza o putere mecanica considerabila ce poate fi observata in mersul natural al omului [7].

1.4.2 Proteza transtibiala autoreglabila

Inventatori: Wayne Koniuk, 2614 Montecresta Dr., Belmont,CA (US)94.002

Ideea principala a acestei proteze este capacitatea acesteia de a se adapta la diferite inaltimi ale calcaiului si deasemeni de a permite purtatorului sa parcurga diferite trasee ce presupun si pante la diferite unghiuri, cu un minim de efort.

Legenda:

10 Dispozitiv al gleznei autoreglabile

14 Disc al talpii

14a Partea frontala a discului

14b Partea dorsala a discului

18 Baza

22 Pivot principal glezna

26 Imbinare glezna pivot

28 Pilon

30 Clema Pilon

32 Bobina

34 Structura de atasament

40 Suprafata solului

50a Cilindru hidraulic

50b Cilindru hidraulic

52 Invelis cilindru hidraulic

56 Piston

58 Camera interna de presiune

60 Suport si bara de protectie

64 Conducta pentru transferul de fluid

64a Prima portiune pentru 64

64b A doua portiune pentru 64

67 Placuta

100 Modul electronic

106 Interfata cu utilizatorul

110 Modul de inclinare

120 Cuplaj electronic

Pana in prezent au fost discutate doar proteze mecanice ce permit ajutarea calcaiului, acestea fiind insa dificil de calibrat si de setat si deasemeni nu sunt de ajutor atunci cand are loc o schimbare brusca a unghiului de inclinatie a solului. In ansablu, o proteza autoreglabila de membru inferior presupune un aranjament de control si amortizare, metode dinamice de control al amortizarii, un modul electronic cuplat la un modul de senzori, un invelis special pentru aceste doua module si nu in ultimul rand un sistem de procesare si control ce preia informatia de la modulul electronic si cel de senzori si determina nivelul de amortizare ce trebuie aplicat [8].

1.4.3 Proteza transtibiala cu reglare automata in vederea adaptarii la schimabarea suprafetei de deplasare

Inventatori: AndrewH.Hansen; EricA.Nickel

Acest sistem reprezinta o imbunatatire a sistemelor utilizate pana acum ce permiteau purtatorilor protezelor sa se deplaseze si pe o suprafata inclinata. Principalul avantaj al acestei proteze este faptul ca nu utilizeaza generatoare de forta si energie, mototare si componenete electronica, evitand astfel adaugare unei greutati ce nu este necesara protezei. In principiu, sistemul se bazeaza pe reglarea momentului de cuplu in functie de diferiti parametrii cum ar fii inclinarea planului si topografia acestuia. Principalele avantaje ale acestuia sunt greutatea redusa si ca urmare a numarului redus de componente electronice si motoare, poate fi usor de fabricat.

Legenda:

8 Modalitati de legatura optionale

13 Placuta piciorului

17 Pylori

18 Invelis

21 Cupla de transfer

22 Ax

23 Invelis al bazei

26 Legatura de aranjare

29 Parghie

30 Mecanism de control

Procesele de testare au fost efectuate cu ajutorul unui singur pacient, veteran de razboi in varsta de 29 de ani cu o amputatie transtibiala unilaterala. Acesta a utilizat timp de 8 luni diferite tipuri de proteze de la cele mecanice cu arcuri pasive din fibra de carbon pana la cele actionate cu ajutorul microprocesoarelor. Pe parcursul testarii, subiectul a fost rugat sa mearga pe o banda de alergare, cu o viteza comfortabila aleasa de el (1 m/s) la un anumit unghi de inclinatie timp de 30 s. Aceste etape au fost efectuate atat pentru piciorul protezat cat si pentru cel neafectat, parametrii de viteza si inclinatie fiind aceiasi. In final, subiectul a fost rugat sa noteze gradul de comfort al cupei de suport si efortul necesar deplasarii resimtit de acesta cu calificative intre 0 si10.

Rezultate: Prima mentiune a subiectului a fost legada de comfortul suportului, mentionand ca in 4 din 5 cazuri ale inclinatiei, proteza testata a fost mai comfortabila. Legat de efortul depus, raportul optim inclinatie – energie consumata este regasit in cazul pantei descrescatoare iar in cazul celei crescatoare raportul este aproximativ egal.

Acest prototip prezinta un potential remarcabil in ceea ce priveste protezele autoreglabile iar viitoare cercetari se vor concentra asupra imbunatatirii designului, testarii durabilitatii si deasemeni efectuarea mai multor testari asupra pacientilor cu amputatii transtibiale [9].

1.5 Constructia protezelor

Pentru o persoana ce are ambele membre sanatoase, distributia greutatii este de 50:50 pentru a supune articulatiile membrului inferior unui stres mecanic simetric si pentru a avem un consum de energie minim in vederea mentinerii echilibrului si al deplasarii. In cazul in care la nivelul unui membru este efectuata o amputatie, stresul mecanic se resimte la nivelul tuberozitatii ischiadice, lucru ce nu este de dorit datorita modificarii pozitiei centrului de creutate in planul frontal (centrul de greutate se deplaseaza lateral datorita membrului sanatos). In constructia protezei, prin alegerea componentelor si a materialelor potrivite, se urmareste transferul a minimum 40% din greutatea pacientului.

Factori ce sunt luati in considerare in constructia protezelor:

Alegerea componentelor in functie de conditia fizica a pacientului, anume greutate, inaltime si tipul activitatilor fizice efectuate cel mai des. In functie de greutatea acestuia sunt alese materialele din care sunt confectionate componentele constituente ale protezei.

Conditia bontului, inaltimea la care este efectuata incizia, forma bontului (conica sau cilindrica) si alte afectiuni ale pacientului.

Condtructia protezei cuprinte 2 etape principale: constructia de baza si corectia statica si dinamica.

Principalele probleme legate de constructia protezei intalnite in urma utilizarii:

“Saltul” – Apare atunci lungimea protezei este mai mare decat cea a piciorului sanatos. Pacientul efectueaza un salt atunci cand paseste pe piciorul protezat.

Circumductie – Piciorul se leagana spre exterior atunci cand este in faza de balans

Indoirea laterala a trunchiului – In cadrul deplasarii, pacientul are tendinta de a se inclina spre partea piciorului protezat. Acest lucru se intampla atunci cand lungimea protezei este incorecta, adductia suportului pentru bont este insuficienta sau datorita senzitivitatii pacientului.

Ridicare a calcaiului excesiva – Calcaiul se ridica prea mult si intr-un timp mult prea scurt

“Drop off” – In cadrul ultimei faze, exista o flexie neasteptata a genunchiului

Hiperextensia genunchiului – Apare cel mai adesea in timpul fazelor mijlocii.

Pistonare – Bontul pacientului se misca pe directie verticala in timpul deplasarii. Apare datorita marimii necorespunzatoare a suportului pentru bont, cel mai frecevent fiind prea mare.

1.5.1 Materiale utilizate in constructia protezelor transtibiale

Principalele aspecte ce se iau in considerare atunci cand se aleg materialele constructive ale unei proteze sunt rezistenta la tractiune, rezistenta la compresie, densitate mica, rezistenta crescuta la coroziune, flexibilitate si durabilitate si bine inteles eficient din punct de vedere al costurilor.

Cazul unei proteze ideale presupune o miscare de dorsiflexie si o miscare de eversie cu un unghi de 20° cu o eficacitate de retur aenergiei de 117%. Acestea pot fi controlate nu doar din selectia materialelor ci si din caracteristicile de design ale protezei si procesul de fabricatie al acesteia. Cele mai utilizate materiale cu ajutorul carora se pot obtine cele mai aproape rezultate de cele ideale sunt fibra de carbon (CF), fibra de carbon cu proprietati imbunatatite (RFC), fibra de sticla si kevlar.

1.5.1 Fibra de carbon (CF)

Proprietatile mecanice ale fibrei de carbon au fost analizate impreuna cu cele ale fibrei de sticla si chiar combinatii intre acestea doua. In functie de orientare fibrelor laminate, s-au analizat proprietatile atunci cand este aplicat un moment de (?? bending??) si s-a masurat refractia unei raze pentru fiecare mostra de material. Concluziile finale au fost urmatoarele: Fibra de carbon laminata corespunzator cu fibre continue si drepte este de 3 ori mai rezistenta decat fibra de sticla. Trebuie insa luat in vedere faptul ca fibra de sticla prezinta o rezistenta de 5 ori mai mare decat mixul fibra de carbon – fibra de sticla fara a necesita modificari de structura.

Avantaje ale utilizarii fibrei de carbon in structura unei proteze:

Duritate

Rezistenta la tractiune

Greutate scazuta

Rezistenta chimica crescuta

Toleranta la temperaturi inalte

Dilatare termala scazuta

Rezistenta specifica crescuta

Modul specific

1.5.2 Kevlar

Privind kevlarul in comparatie cu fibra de carbon si fibra de sticla, Berry et al a observat faptul ca acesta este cel mai usor insa este si cel mai scump. Deasemeni ofera o rezistenta crescuta la rupere si o putere de absorbtie a stresului si a torsiunii considerabila. Acesta are aspectul unui material textil insa acest lucru nu schimba faptul ca are o rezistenta mecanica crescuta si un grad de flexibilitate mare. Astfel, in industria protezarii, el are aplicatii in fabricarea curelelor de sustinere. Principalul dezavantaj al acestui material este instabilitatea structurala sub sarcina si are o rezistenta de aproximativ 5 ori mai mica atunci cand este supus compresiei decat atunci cand este sub tensiune. ‘utilizat impreuna cu alte materiale, acesta ofera o rezistenta chimica foarte buna.

1.5.3 Fibra de sticla

Motivul principal pentru care fibra de sticla este utilizata in constructia protezelor transtibiale este durabilitatea si flexibilitatea acesteoa. Este deasemenea posibila obtinerea acesteia in diferite forme cu diferite calitati,avand un efect pozitiv asupra aspectului financiar. Este de 2 ori mai rezistenta atunci cand asupra ei actioneaza o forta de tensiunea decat una de compresie. Dezavantajul sesizant insa in cazul acestui material se datoreaza chiar flexibilitatii crescute, care determina ca odata modificata forma este dificila obtinerea formei initial, prin urmare nu se obtine un momentum necesar [10].

1.5.4 Titan

Proprietatile unice ale titnului fac ca acesta sa fie des utilizat in constructia protezelor. Jack E. Uellendahl, directorul Institutului de reabilitare din Chicago descrie titanul ca fiind o alternativa mai usoara si dura a otelului. Flexibilitatea scazuta a acestuia determina un grad de absorbtie al socurile redus, lucru ce in general nu se doreste in cazul protezelor de membru inferior. In vederea rezolvarii acestui defect, s-au creat diferite aliaje cu materiale ce prezinta un modul de elasticitate mai crescut, obtinandu-se un material cu proprietatile dorite. Cu toate acestea, ramane printe cele mai utilizate materiale metalice.

1.5.5 Aluminiu

Aluminiul este adesea preferat datorita pretului scazut comparativ cu cel al titanului. Faptul ca este un metal foarte usor poate fi un dezavantaj, insa utilizat in aplicatiile potrivite poate fi o alternativa foarte buna a otelului. Exista pe piata proteze de genunchi fabricate din aluminiu ce prezinta o rezistenta mecanica foarte buna, lucru datorat geometriei alese [11].

Capitolul II. Aspecte teoretice privitoare la proiectarea temei

2.1 Determinarea fortelor biomecanice ce actioneaza asupra membrului inferior

2.1.1 Forte ce actioneaza asupra genunchiului

Legenda:

Wpg reprezinta greutatea tibiei si a piciorului, egala cu produsul dintre masa acestor si acceleratia gravitationala;

Fm reprezinta forta de tensiune exercitata de muschiul cvadriceps pe tibie prin tendonul patelar,

Fmx si Fmy reprezinta proiectia forte Fm pe axele x si y;

Ff reprezinta valoarea fortei de reactiune a articulatiei tibiofemurale; Forta este aplicata de catre femur asupra platoului tibial;

Ffx si Ffy reprezinta proiectia fortei Ff pe axele x si y;

Centrul articulatiei tibiofemurale este localizat in punctul notat cu O, locul in care tendonul patelar se intalneste cu tibia este marcat cu A iar pozitia centrului de greutate a membrului inferior este regasit in schema ca punctul B. Distantele dintre aceste puncte, O, A si B sunt notate cu a, respectiv b. Considerand pozitia membrului inferior ca fiind cea din figura, se noteaza cu β unghiul format de axa tibiei si cea orizontala si cu α unghiul format de linia de actiune a muschiului cvadriceps si axa tibiei. Presupunan ca punctele O, A si B sunt coliniare, se determina Fm si Ff.

In cazul unei amputatii transtibiale, nu exista forte exercitate de muschiul cvadriceps asupra tibiei. Astfel ca Fm este egal cu 0.

La echilibru avem: ∑ Fx = 0 (1)

∑ Fy = 0 (2)

Din relatia (1) si (2) obtinem: Ffx = 0 si Ffy = -Wpg (3)

Valoarea rezultantei fortei de reactiune a articulatiei tibiofemurale este egala cu:

Ff = √ ((Ffx)^2 + (Ffy)^2) (4)

Astfel ca, inlocuind in formula (4) rezultatele obtinute pentru Ffx si Ffy se obtine valoarea lui Ff:

Ff = | Wpg | = g * mpg (5)

Unde g este acceleratia gravitationala ( 9.8 m/s^2) iar mpg este masa membrului inferior

Din acestea rezulta ca in cazul unei persoane cu o amputatie transtibiala, asupra genunchiului actioneaza o singura forta de natura biomecanica si anume forta generata de femur asupla platoului tibial. Aceasta este egala cu valoarea greutatii in modul a membrului inferior . Considerand pacientul ca fiind o femeie cu o greutate de aproximativ 57 kg, forta ce actioneaza asupra genunchiului va fi egala cu 558.6 N [12].

2.1.2 Forte ce actioneaza asupra patelei

Unul dintre cele mai importante roluri biomecanice ale patelei este de a permite o deplasare anterioara a tendoanelor cvadriceps si patelare, astfel prelungind bratul fortelor muschilor extensori ale genunchiului in raport cu centrul de rotatie astfel marind unghiul Ф.

Legenda:

FM este valoarea uniforma a fortei de tensiune exercitate asupra patelei si a tendoanelor cvadriceps;

Fp este valoarea fortei ce actioneaza asupra articulatiei patelofemurale;

Se considera unghiuri din figura ca fiind α, unghiul format de tendonul patelar si orizontala, γ, unghiul format de tendonul cvadriceps si Ф unghiul necunoscut format de linia de actiune a reactiunii fortei de compresie pe articulatie.

Presupunandu-se cunoscuta forta de tensiune in tendonul patelar si ca valoarea fortei de tensiune este uniforma pe totata suprafata muschiului cvadriceps, se poate determina forta compresiva ce este aplicata pe articulatia patelofemurala.

Utilizand schema din fig. 2.2 si considerand cazul de echilibru al patelei, se poate determina forta de compresie asupra articulatiei patelorfemurale si unghiul Ф [12].

Conditia de echilibru presupune: ∑ Fx = 0 si ∑ Fy = 0 (6)

astfel ca, Fpx + FMx – FMx’ = 0 si Fpy + FMy – FMy’ = 0 (7)

Ecuatiile pot fi rezolvate simultan pentru aflarea unghiului Ф si a valorii fortei de compresie.

Pe axa x:

Fp cos Ф + FM cos γ – FM cos α = 0

Fp cos Ф + FM (cos γ – cos α) = 0

Fp = FM (cos γ – cos α) / cos Ф (8)

Pe axa y:

Fpy + FMy – FMy’ = 0

Fp sin Ф + FM sin α – FM sin γ = 0

Fp sin Ф + FM (sin α – sin γ) = 0

Fp = FM (sin α – sin γ ) / sin Ф (9)

Egaland relatiile (8) si (9) se obtine valoarea unghiului Ф ca fiind:

Ф = tan^(-1)((sin α – sin γ) / (cos γ – cos α)) (10)

2.2 Forte ce actioneaza asupra piciorului

Forta de reactiune a planului apare atunci cand exista constact cu o suprafata suport si este egala in modul cu valoarea fortei ce a actionat asupra planului. In cazul biomecanic, aceasta forta este egala cu greutatea subiectului. In cazul unei persoane ce a superit o amputatie transtibiala, datorita lipsei de masa musculara si articulatii forta de reactiune a planului nu este atenuata. Daca insa aceasta este atenuata anterior articulatiei gleznei, se evita astfel deformarea gleznei in dorsiflexie, pastrandu-se rezistenta mecanica a acesteia.

Atunci cand o forta precum greutatea se exercita asupra piciorului, ea produce o presiune egala cu raportul dintre valoarea fortei si suprafata de contact cu planul de sprijin. Atunci cand aceasta suprafata este mai mare, presiunea creata in picior scade. In mod evident, atunci cand suprafata de contact scade, presiunea resimtita la nivelul piciorului creste. Un astfel de caz este regasit in purtarea tocurilor. In cazul unei persoane cu o proteza de membru inferior, o presiune constanta aplicata componentelor poate determina uzura prematura a acestora. Astfel, este de preferat ca valoarea presiunii sa fie una medie iar timpul de aplicarea a acesteia sa fie ponderat.

Pentru o femeie cu o masa de 57 kg valorile presiunii pot fi calculate pentru doua cazuri:

atunci cand poarta un pantof cu toc suprafata de contact se considera a fi aproximativ 90 mm^2;

Presiunea creata la nivelul piciorului este P = F / S (11)

Valoarea fortei de greutate este egala cu 558.6 N iar suprafata este 90 mm^2. Inlocuind aceste valori in (11) se obtine P = 558.6 / 90 = 6.90 N / mm^2

atunci cand poarta un pantof sport cu suprafata de contact de aproximativ 1600 mm^2;

Valoarea fortei de greutate ramane aceeasi, egala cu 558.6 N, iar suprafara este 1600 mm^2. Inlocuind deasemeni in (11) se obtine P = 558.6 / 1600 = 0.349 N / mm^2

Privind comparativ cele doua rezultate, se poate observa faptul ca in cazul suprafetei de 1600 mm^2 se creeaza o presiune mai mica decat in cazul suprafetei pantofului cu toc.

Aceasta teorie se aplica deasemeni si in constructia protezelor de membru inferior, si anume in suporturile pentru bont, unde o suprafata de contact mai mare presupune mai multe puncte de distributie a presiunii. Luand in considerare prezenta unei cicatrici pe bontul pacientului este elementar ca in constructia suportului sa se urmareasca reducrea pe cat posibil a durerii resimtite [12].

2.3 Simularea unei proteze transtibiale

Pentru simularea unei proteze transtibiale s-a folosit programul Fusion360. Acesta este o unealta CAD/CAM/CAE din pachetul de programe AutoDesk utilizate pentru o proiectare si o modelare cat mai usoara si mai eficienta a diferitelor modele. La final, este posibila simularea si validarea proiectului prin efectuarea unor teste precum cele de rezistenta, temperatura si chimice. In functie de datele de intrare introduse programul calculeaza si ofera rezultatele obtinute.

Dezvoltarea unei proteze presupune ca primi pasi proiectarea si modelarea acesteia in programe corespunzatoare, precum Fusion360. Respectarea acestui determina crearea unei proteze eficiente din multe puncte de vedere. Principalele avantaje sunt:

Optimizarea modelelor anterioare – prin obtinearea unei imagini clare a unui model anterior si posibilitatea modelarii acestuia, se pot obtine modele noi cu proprietati imbunatatite in functie de cerinte;

Crearea protezelor personalizate – Fiecare pacient este diferit, astfel este necesara o proteza adaptata caracteristilor acestuia. Modelarea protezei tinand cont de aceste caracteristici permite obtinerea unei astfel de proteze si printarea 3D ulterioara a acesteia;

Simularea modelului in vederea testarii proprietatilor mecanice – Ca orice componenta ce nu are proprietati biologice regenerabile, orice actiune a mediului exterior creaza uzuri in timp. Este necesara testarea protezei pentru a obtine probabilitatea de aparitie a acestor uzuri, cazurile de aparitie a acestora si perioada de timp dupa care pot aparea;

Gasirea unei solutii optime din punctul de vedere al raportului calitate / pret – Prin selectarea unor anumite materiale cu diferite proprietati, modelarea formei si dimensiunii componentelor se pot obtine proteze ce prezinta un raport calitate / pret optim. Accesibilitatea protezelor este determinata de valoarea costului producerii si vanzarii acestora, astfel pacientul va tinde sa aleaga varianta cea mai ieftina. Este deasemeni necesara asigurarea propritatilor functionale si o rezistenta mecanica.

In figura 2.5 se regaseste reprezentarea in Fusion360 al unui suport pentru bont. Datorita existentei unei cicatrici in structura bontului, utilizarea unui suport ce nu are o forma potrivita poate creea discomfort pacientului. Proiectarea initiala acestuia permite corectarea eventualelor defecte si adaptarea formei in functie de structura bontului, forma, dimensiuni, puncte de presiune.

Pentru a putea verifica caracteristicile modelului proiectat, acestuia i se aplica o serie de teste si verificari. Prin intermediul acestora se poate valida modelul, adica se confirma daca acesta respecta conditiile impuse si permit obtinerea unor raspunsuri legate de intrebarile puse anterior inceperii testarii. In cazul in care rezultatele obtinute nu corespund asteptarilor, se efectueaza modificari in vederea imbunatatirii modelului si se reia procesul de verificare. Acestea se repeta pana cand rezultatul obtinut este cel asteptat.

Metoda elementelor finite (MEF) presupune efectuarea unor calcule bazate pe aproximari, care pot determina aparitia unor abateri de la rezultatul corect, denumite si erori ale MEF. Singurul dezavantaj pe care metoda de calcul il are este reprezentat de faptul ca nu este posibila corectarea erorii .Cunoscandu-se insa mecanismele de aparitie ale erorilor, este posibila reducerea si evaluarea acestora, astfel existand o interpretare mai buna a rezultatelor finale obtinute [13].

Capitolul III. Prezentarea solutiei proiectate

3.1 Notiuni generale legate de modelul ales

Proteza aleasa pentru proiectare este una transtibiala, alcatuita din componente fabricate de firma Ottobock. Acestea sunt alese considerand pacientul o femeie de aproximativ 57 kg, o inaltime de 164 cm si care poarta marimea 37 la incaltaminte. Aceasta a suferit o amputatie transtibiala, 10 cm sub nivelul genunchiului. Folosind coeficientii din Tabelul lui Winter, se va determina masa ansamblului picior – gamba, in functie de care se vor alege diferitele caracteristici ale elementelor constituente.

Valoarea raportului greutate segment / masa totala a corpului este 0.061, prin urmare masa ansamblului picior – gamba este 3.476 kg. Aceasta se distribuie astfel, pentru picior 0.826 kg iar pentru gamba 2.65 kg. Pentru a asigura pacientei in continuare echilibru in timpul mersului si de a nu suprasolicita celalalt membru si coloana vertebrala, este necesar ca aceste valori sa fie respectate cu strictete. Se poate varia materialul componentelor, dimensiunile acestora si structura acestora.

Componentele unei proteze transtibiale ce permite reglarea unghiului tălpii:

Adaptorul de tub ajustabil 4R69

Tub cu adaptor 2R50

Articulatie de glezna biaxiala

Mecanism de reglare a unghiului

Talpă biaxială

In vederea imbunatarii protezei, se considera un mecanism tip balama prin blocare cu un stift ce se incorporeaza in talpa pentru ajutarea unghiului de inclinatie. Acesta este format din 2 placute din titan care prin intermediul a 4 cilindri pozitionati la extremitatea interioara sunt blocate la unghiul dorit, intre 22.5 si 45 de grade, cu ajutorul unui stift. Scopul este de a permite femeilor ce au suferit o amputatie de membru inferior purtarea unor pantofi cu toc.

3.2 Adaptor de tub ajustabil 4R69

Componenta permite conexiunea intre ancora pentru suportul bontului si tubul de sustinere. Cel mai adesea sunt fabricate din aluminiu sau titan, in situatia de fata, fiind preferata cea din aluminiu datorita costului in primul rand dar si al greutatii. Tinand cont ca in cosntructia talpii se adauga elemente noi, greutatea protezei va creste. Sistemul de prindere al acestuita presupune fixarea suportului de bont cu 4 suruburi cu un diametru de 7 mm si o lungime de 8 mm. Ajustarea se realizeaza prin intermediul unui alt surub de lungime 16 mm si diametru de 3 mm si o piulita, permitand montarea si demontarea componentei pe tub.

Pentru constructia acestei componente, aceasta a fost descompusa in 3 elemente principale: tubul central, extremitatea superioara si sistemul de strangere. Etapele proiectari au fost urmatoarele:

Tubul central

Se cunosc toate cotele necesare proiectarii, inaltimea tubului, diametrul interior si exterior al acestuia, dimensiunea spatiului liber necesar strangerii;

Initial au fost contruite doua cercuri de diametre 33, respectiv 35 mm cu instructiunea circle;

Obtinerea corpului tip tub s-au realizat cu ajutorul comenzii extrude, ce permite extinderea unei suprafete in functie de lungimea introdusa si de axa aleasa;

Spatiul liber lasat pentru permiterea strangerii a fost realizat deasemeni cu extrude, insa selectand decuparea formei in functie de dimensiune si axa;

II. Sistemul de strangere

In primul rand s-a determinat pozitia acestuia pe suprafata tubului, inaltimea fata de baza si fixarea pe zona de strangere;

Pe fata exterioara a tubului, la o distanta de 1 mm s-a desenat un cerc cu ajutorul caruia a fost creata suprafata centurii;

Imbinarea dintre aceasta si tub a fost netezita cu ajutorul comenzii fillet, care are rolul de a creea o suprata de contact intre doua fete sub un anumit unghi introdus;

Doua paralelipipede a fost dezvoltate pornind de la doua dreptunghiuri tinand cont de pozitia lor pe suprafata centurii iar muchiile netezite la o raza de 0.5 mm.

Spatiul destinat introducerii surubului de strangere a fost decupat prin desenarea si extrudarea unui cerc de raza 1.5 mm. Ulterior a fosr creat un filet interior pentru prinderea surubului. Filetul interior are urmatoarele caracteristici: M3.0 x 0.6, unde 0.6 este pasul filetului.

Surubul: Extrudarea unui cerc de raza 1.5mm si setarea unui filet exterior pe suprafata acestuia cu pasul de 0.6. Se deseneaza si o piulita hexagonala cu dimensiunile diametrului interior si ale filetului identice;

III. Extremitatea superioara

La baza constructie acestei etape a stat desenarea a 3 cercuri concentrice cu raze de 20 mm, respectiv 17.5 mm. Intre acestea s-a folosit comanda loft, care se aseaza cu extrudarea fiind insa necesara selectarea a doua suprafete care pot fi de dimensiuni diferite;

Diametrul interior al acestei regiuni este egal cu cel al tubul central;

Suruburile pentru fixarea suportului au fost proiectate similar celui de montare pe tub, figura de baza fiind insa un hexagon incris intr-un cerc cu diametrul de 8mm. Lungimea este de 12.5 mm iar interiorul este un spatiu liber hexagonal de adancime 12mm. Se aplica un filet cu urmatoarele caracteristici: M8 x 1.25. Cele 4 suruburi sunt dispuse simetric pe suprafata tubului;

Cu ajuorul programului se pot afisa diferite proprietati ale componentei alese. Din Fig 3.5 reies urmatoarele detalii importante: materialul ales pentru fabricarea componentei este aliajul Ti-6Al-4V, masa componentei este de aproximativ 40 g si coordonatele centrului de masa ( 5.73, 241.66, -20.46); Deasemeni aflam si prorpietatile de material importante in cazul testarii finale a protezei. De luat in considerare sunt: modului lui Young (113.76 GPa), limita la curgere (882.528 MPa) si rezistenta la rupere (1034.213MPa).

Pentru asamblarea suruburilor se foloseste comanda joint, ce creaza o legatura intre 2 componente in functie de o pozitie stabilita si o miscare ce are loc intre acestea. In acest caz, surubul efectueaza o miscare de rotatie specifica infiletarii. Acelasi lucru se aplica si pentru piulita. Pozitia suruburilor de fixare a fost stabilita in functie de suportul de bont, suprafata inferioara a surubului trebuie sa fie in contact fix cu suprafata suportului pentru o fixare optima. Surubul de montare pe tub a fost considerat lasat la o deschidere maxima acum, astfel ca pozitia acestuia depinde de centrul spatiului unde este introdus.

3.3 Tub cu adaptor 3R50

Functia tubului cu adaptor 3R50 este de a creea o legatura intre adaptorul de tub ajustabil si articulatia de glezna biaxiala, fiind in esenta un suplinitor al portiunii de tibie amputata. Materialul ales pentru fabricare este un aliaj Ti-6Al-4V, titan, 6% aluminiu si 4% vanadium, cu prorpietati importante anticorozive si un raport greutate – rezistenta mecanica ce il face ideal pentru utilizarea in industria producatoare de proteze. Pentru fixarea tubului in cardul protezei, se asigura montarea si strangerea eficienta a adaptorului de tub pentru a evita deplasarea suportului de bont si a creea discomfort pacientului.

La nivelul extremitatii inferioare se regaseste un sistem de prindere format din 4 suruburi realizate din acelasi material. Mecanismul de articulatie al gleznei prezinta o structura tip trunchi de piramida la baza careia suruburile se strang pentru o buna fixare.

Considerand incizia amputatiei localizata 10 cm sub nivelul genunchiului, este necesar un tub de o lungime 200 mm si un diametru de 32.5 mm.

Pentru a facilita proiectarea piesei, aceasta a fost descopusa in 2 elemente principale, care vor contitui etapele de constructie: tubul propriu-zis si zona de fixare impreuna cu cele 4 suruburi.

Tubul propriu-zis

Tubul este privit ca un cilindru cu o inaltime de 200 mm si un diametru exterior de 32.5 mm. Pentru constructia acestuia, se deseneaza doua cercuri concentrice, care ulterior se extrudeaza pe distanta dorita. Avand un diametru cu 0.5 mm mai mic decat adaptorul de tub, este posibila intruducerea si fixarea acestuia;

Interiorul tubului se lasa ca spatiul gol din 2 motive principale: In primul rand pentru a permite accesul trunchiului de piramida si strangerea acestuia cu suruburi, iar in al doilea rand pentru a nu determina o crestere a masei componentei, prin urmare a protezei;

Proprietatile componentei tip tub se diferentiaza de celelalte in functie de material si dimensiune. Aceste proprietati pot fi aflate accesand optiunea properties a fiecarei componente. Astfel, s-a determinat faptul ca tubul cu adaptor utilizat pentru pacienta in cauza are o masa de 339.508 g si un centru de masa de coordonate (2.599, 110.403, -7.358)

II. Zonă de fixare

Etapele de constructie ale acestei zone sunt similare cu cele ale adaptorului. Se porneste de la constructia unui cilindru cu raza de 16.7 mm ce se uneste cu tubul propriu-ziu folosind comanda loft si se netezeste cu ajutorul comenzii fillet. Raza de netezire este de 0.5 mm.

Portiunea de imbinarea este identica cu extremitatea superioara a adaptorului de tub 4R69 cu exceptia dimeniusiunii filetul interior si al suruburilor.

In Fig 3.8 se poate observa potionarea celor 4 suruburi in vederea fixarii trunchiului de piramida. Constructia surubului s-a efectuat prin desenarea unui hexagon circumscris cu latura de 3.5 mm si extrudarea acestuia pe distanta de 12.5 mm. Crearea unui volum gol prin intermediul caruia se poate efectua infiletarea si desfiletarea surubului. Caracteristicile filetului sunt urmatoarele: M9x1.25 ( 9 mm cu pasul de 1.25 mm). Suruburile sunt dispuse simetric pe suprafata tubului.

In vederea efectuarii testelor de rezistenta la final, este necesara setarea unor conditii de legatura intre componentele existente. Astfel, utilizand comanda joint se uneste tubul impreuna cu adaptorul de tub printr-o miscare definita in program ca slider, in care obiectul se misca pe o distanta introdusa pe o axa aleasa. Suruburile sunt infiletate prin alegerea optiunii cylindrical care efectueaza o miscare de rotatie in jurul axei proprii in timp ce se deplaseaza si pe orizontala tot pe directia acelei axe. Conditia de oprire a acestei miscari este intalnirea dintre suprafata inferioara a surului si suprafata trunchiului de piramida. Numai in acest caz, infiletarea se poate considera eficienta pentru fixarea mecanismului articulatiei de glezna.

3.4 Articulație de gleznă biaxială

Functia acestei componente este de a oferi protezei functia gleznei biologice si reglarea anumitor unghiuri in functie de caracteristicile pacientului. Aceasta articulatie poate fi privita ca o balama cu rol important in echilibru, mers si alergat. Prin urmare, este necesara o cunostructie atenta a acesteia.

Ca prima impresia, componenta poate fi privita ca un ansamblu de 2 subdiviziuni, prinderea de tub cu ajutorul trunchiului de piramida si cele doua axe ce permit fixarea de talpa biaxiala. Reglajul unghiului este realizat cu ajutorul unui rulment de fiorma cilindrica, ce executa o miscare de rotatie in jurul unui ax central. In urma stabilirii pozitiei finale, in dreptul calcaiului este fixat un corp de forma unui trunchi de con ce impiedica modificarea unghiului sau deplasarea componentei superioare, prin urmare a tibiei si al restul ansamblului conectat.

Din punct de vedere biomecanic, asupra acestei componente actioneaza forta de reactiune a planului si neexitand tesuturi biologice cu rol in atenuarea acestei forte, pot aparea uzuri de-a lungul utilizarii protezei. Astfel, este necesar ca in cadrul prodructiei ca fie utilizat un material cu o rezistenta mecanica puternica, precum titanul. In acest caz, nu sunt atat de importante dimensiunile componentei cat conteaza rezistenta acesteia. Greutatea pacientului actioneaza predominant asupra cilindrului rulmentului iar apoi distuibuita egal pe cele doua axe ce intra in contact cu piciorul. Regiunea din planului calcaiului este construita sub forma unei sfere goale pentru a permite pozitionarea trunchiului de con. In partea din fata este regasit planul paralel tarsienelor, strabatut de traseul unui cerc, cu rol in rezistenta mecanica necesara in timpul mersului datorita presiunii exercitate.

Pentru usurinta proiectarii, piesa a fost privita ca un mecanism alcatuit din 3 componente: partea mobila prin intermediul careia se realizeaza fixarea cu tibia, axul central ce asigura miscarea de rotatie din contructia rulmentului si cele doua axe cu ajutorul carora are loc prinderea cu piciorul.

Avand in vedere ca prin definite, ansamblul gambei este considerat pana la nivelul maleolei, echivalent rulmentului in cazul protezei, in calculul masei gambei va intra si partea mobila de la nivelul contactului cu tibia.

Componenta mobila

Constructia piesei a pornit de la crearea trunchiului de piramida prin desenarea a doua patrate concentrice cu laturile de 14, respectiv 13.5 mm la inaltimea de 13.5 mm unul fata de celalalt. A urmat crearea corpului propriu-zis prin actiunea comenzii loft si netezirea muchiilor cu fillet alegand o raza de 0.5 mm;

Alegand suprafata inferioara, se continua proiectarea prin reprezentarea a doua cercuri concentrice de raze de 19.7 mm, respectiv 14 mm la o distanta de 8.5 mm unul fata de celalalt. A urmat o succesiune de comenzi in vederea obtinerii figurii din imagine si anume: loft intre cele doua cercuri si fillet cu raza de 20 mm. Suprafata cercurlui de 19.7 mm a fost extrudata pe o distanta de …;

Prin constructia unui unui cerc si tangentele sale unite la corpul proiectat deja fost construita suprafata plana paralela tarsienelor. Ulterior se aplica comanda extrude cu 2 mm pe directie verticala si fillet cu raza de 0.5 mm. Constructia tubulara de pe suprafata planului se obtine cu sweep, desenand un cerc cu diametrul egal cu cel al tubul si proiectarea traseului dorit;

Similar se construieste pe directie diametral opusa un plan cu aceeasi forma. Pornind de la aceasta figura, se reprinta paralel cu ea si la o distanta de … o suprafata de aceeasi forma insa de aprimativ … ori mai mica. Corpul se obtine aplicand loft. Este foarte important contactul perfect intre tangentele cercului si contactul cu corpul central. Pentru a fi sigur acest lucru, se poate considera suprafata inferioara a acestuia, tot un cerc, si se uneste deasemeni cu tangenta acestuia iar in cazul unor muchii ramase suplimentare, se aplica functia trim ce elimina linii din desen selectate;

Similar etapelor mentionate anterior, prin constructia a doua cercuri si succesiunea de intructiuni loft si fillet se obtine portiunea de sfera de pe suprafata acestui plan. Eliminarea volumului interior din aceasta regiune se realizeaza apeland comanda shel;

Ultima zona din cadrul acestei componente este spatiiul destinat pozitionarii axului. Prin constructia unui cerc cu diametrul egal cu cel al rulmentului si extrudarea acestuia se elibereaza volumul necesar montarii acestuia. Folosind acelasi cerc, este deplasat in pozitia centrala de-a lungul axei rulmentului si se extrudeaza de o parte si de alta cu 7.5 mm. Concentric cu acesta, se desenează un alt cerc cu raza de … si de asemeni se extrudeaza pe aceeasi distanță. Volumul interior eliberat prin extrudare va permite accesul axului central. Acest tot ansamblu de etape formeaza componenta mobila pentru imbinarea cu tibia.

Proprietăți de material: Accesând tab-ul proprietăți se notează valori corespunzătoare masei piesei, 127.5 g, și poziția centrului de masă, (-0.072 mm, 4.621 mm, 0.291 mm), așa cum sunt afișate si în Fig 3.13

Fixarea componentei mobile în structura tibiei se realizează folosind și în acest caz instrcțiunea joint. Condițiile de fixare se stabilesc la contactul dintre suprafața inferioară a șurubului și suprafața planului trunchiului de piramidă. În acest mod se asigură un contact perfect între cele două componente și o fixare optimă între acestea.

II. Axul central din structura rulmentului

Acesta are rolul de a asigura mișcarea de rotație a rulmentului, în acest ansamblu având un grad de mobilitate de 180 de grade. Similar componentei mobile, este fabricat din titan pentru a oferi o rezistenta mecanică crescută, fiind una dintre componentele expuse forțelor de greutate și reacțiune a planului. Orice uzură la nivelul acestei piese poate determina funcționarea defectuoara a rulmentului, prin urmare incapacitatea de a regla un unghi optim de funcționare și creând discomfort pacientului în deplasare.

Este una dintre cele ușoare componente de proiectat, procedeul constând in simpla construcție a unui cerc, concentric cu cel construit anterior in spațiul destinat rulmentului si extrudarea acestuia pe o disntanță de 46 mm.

Ulterior, acesta este montat în structura componentei mobile cu ajutorul funcției joint, condiția de fixare fiind cele doua centre, cel al distaței lungimii longidinale a axului și cel al lungimii longitudinale al spațiului creat pentru fixarea rulmentului. Această condiție de fixare se setează ca rotational, cu un grad de mobilitate de 180 de grade, impunând astfel miscarea de rotație.

Din Fig 3.15 se deduc proprietățile de masă ale axului ca fiind, o masă totală a piesei de 23.46 g și un centru de masă poziționat in punctul cu urmatoarele coordonate (0.673 mm, -6.052 mm, -0.382 mm).

III. Axurile de prindere a piciorului

Unul dintre factorii esențiali în vederea menținerii echilibrului în timpul mersului și al alergării este buna fixarea a articulației gleznei în talpă. Acest lucru este asigurat de proiectarea și construcția atentă a axurilor de prindere. Fiind deasemeni o componentă asupra căreia acționează forța de reacțiune a plnului împreuna cu greautatea corpului, este esențială o rezistență mecanică crescută.

Astfel, materialul ales pentru fabricare este titanul. O uzura la nivelul acestei regiuni poate afecta deplasarea pacientului, prin urmare crearea de discomfort pentru acesta. Fixarea acestuia în structura tălpii se realizează cu ajutorul a doua piulițe, ce au un acces de prindere prin suprafața inferioară a tălpii;

Pentru faza de proiectare, a fost considerată construcția unui singur ax iar apoi, prin utilizarea comenzii offset, se obține ce de-al doilea ax ca simetricul primului. Aceștia sunt poziționați de o parte și de alta a rulmentului, pe axul central;

Construcția s-a început prin desenul unui cerc cu diametrul de … concentric cu cel al axului rulmentului. Considerând suprafața formată de cercul creeat anterior și cel al axului, aceasta se extrudează specificând condiția de oprire, anume până se întâlnște capătul axului rulmentului;

Pentru următorul pas, pentru a putea creea axul, se desenează un plan ce traversează transversal cilindrul obținut anterior, considerând 2 mm sub nivelul axului central. Alegând acest plan, se creaza un cerc cu diametrul de 7 mm care cu ajutorul comenzii extrude se extinde pe o distanță de …. Ultimul pas este setarea filetului exterior, acesta avand caracteristicile M7x … mm;

Pentru construcția piuliței, se proiectează un hexagon circumscris cu latura de … mm, se extrudează definind înălțimea de … mm și se alege un filet interior cu carateristice M7x… mm;

S-au setat 3 tipuri de condiții de îmbinare pentru 3 locații diferite. În primul s-a asigurat prinderea axelor pe axul central, apelând joint și alegându-se opțiunea rotational cu un grad de rotație de 180 de grade. Condiția de întâlnire a fost setată între fața exterioară a cilindrului și fața lateral exterioara a axului central. A doua îmbinare a presupus fixarea axelor în structura tălpii, printr-o mișcare tip slider cu condiția ca fața inferioară să întâlnească suprafața piciorului; Ultima, înfiletarea piuliței, implica o mișcare tip cylindrical, o combinație între slider și rotational, setând ca planul interior al piuliței să intre în contact cu piciorul;

Din Fig 3.17 sunt aflate proprietăți precum masa componentei, 77.61 g, și centrul de masă al componentei, ce are coordonatele (1.006 mm, -14.711 mm, 0.696 mm);

Ținând cont de valorile maselor obținute anterior, de determină o masă totală a structurii metalice a gambei; Se reamintesc valorile obținute: Componenta pentru îmbinarea suportului de bont – 63. 841 g, cele 4 șuruburi utilizate pentru fixarea suportului de bont – 4 * 0.972 g, șurubul utilizat pentru fixarea componentei pe tibie – 0.92 g, tubul substituent tibiei – 340 g, cele 4 șuruburi utilizate pentru fixarea tibiei pe trunchiul de piramida – 4 * 1.476 g, componenta mobilă din cadrul articulației gleznei – 128 g, axul central – 23.46 g și ultimele, axurile de prindere – 77.61 g Însumate, acestea rezultă o masă a structurii metalice egală cu aproximativ 644 g. Se cunoaște masa totală a gambei necesară ca fiind 2450 g, de unde se poate decuce faptul ca mulajul exterior destinat îmbrăcării structurii metalice împreuna cu suportul de bont vor avea împreuna o masă de 1806 g.

3.5 Mecanism de reglare a unghiului tălpii

3.5.1 Proiectarea mecanismului de reglare a unghiului tălpii

Sistemul tip balama cu blocare prin știft are aleasă utilizare în cadrul acestei protezei de membru inferior pentru a permite utilizatorului crearea unui unghi de înclinație a piciorului în vederea oferiri posibilității purtării încălțămintei cu toc. Încorporarea acestei componente se face la nivelul piciorului, paralel cu talpa acestuia, pe aproximativ toată suprafața. Poate fi privită ca un ansamblu de 3 elemente, anume: plăcuța de la nivelul călcâiului, plăcuța de la nivelul tarsienelor și metatarsienelor și știftul de blocarea a acestora la unghiul dorit.

Se consideră o variație a unghiului între valorile 0 grade, 22.5 grade si 45 de grade, cu posibilitate de creștere a acestora. Fiind deja considerata grea utilizarea unei proteze de membru inferior, nu este recomandată alegerea unor valori mai mari de 45 de grade. Mersul pe tocuri este dificil pentru o persoana cu membre sanatoase, cu atât mai mult pentru o persoana ce a suferit amputații în trecut iar acum utilizează o proteza. Astfel, sunt recomandate exerciții întea utilizării acestui mecanism.

Având în vedere că în cazul în care este ales un unghi de înlinație, presiunea exercitată asupra componentelor crește, nefolosirea unui material corespunzător va determina apariția uzurilor. Cele doua plăcuțe fiind încorporate în structura tălpii, uzura la nivelul acestora nu va creea modificări la nivelul mersului, însă în eventualitatea în care se dorește alegerea unui alt unghiu, acest lucru va fi îngreunat sau chiar imposibil. Dacă însă uzura se regăsește în cadrul știftului de îmbinare, pacientul își va pierde funcția piciorului, știftul având rolul de a unii cele doua plăcuțe, respectiv cele doua regiuni de picior.

Pentru a asigura rezistența mecanismului, materialul ales pentru proiectare și in funcție de a cărui proprietăți se vor face testele de rezistență este titanul (pot folosi fibra de carbon?). Până în prezent, acesta s-a dovedit a fi varianta cea mai eficientă din punct de vedere al raportului rezistență mecanică – greutate.

Pentru o ușoară proiectare dar și îmbinarea optimă a componentelor la final, respectând condițiile de mișcare efecutuate de fiecare, procesul a fost împărțit în 3 etape:

Construcția plăcuței de la nivelul călcâiului;

Construcția plăcuței de la nivelul tarsienelor si metatarsienelor;

Constructia știftului pentru îmbinarea celor două plăcuțe;

Pentru conceperea acestei coponente, s-a considerat pacientul ca fiind o femeie ce poartă mărimea 37 la încălțăminte, astfel s-au respectat cotele unui picior biaxial pentru această dimensiune. Se cunosc următoarele: o lungime a piciorului de … mm, lățimea de … mm și două înățimi, pentru regiunea falangelor, respectiv pentru cea a călcâiului, … mm si … mm. Este important ca mecanismul încorporat sa respecte condițiile de rezistență mecanică dar să și ofere pacientei stabilitate în timpul mersului și să nu îi creeze discomfort. Astfel, s-au considerat dimensiunile pieselor aproximativ egale cu cele ale piciorului, având grija însă ca acestea sa nu depășească forma mulajului piciorului. Este foarte importanta obținerea unei suprafețe pe cât posibil mai mare întru-cât o suprafață mare de contact presupune o distribuție mai mare a punctelor de presiune ce se crează datorita forței de greutate ce se exercită. Acest lucru duce în timp la un grad scăzut al uzurii și o durată de viață prelungită a componentelor.

Construcția plăcuței de la nivelul călcâiului

Această componentă este importantă deoarece ea reprezintă legătura dintre mecanismul de reglaj al unghiului si restul protezei standard. Prin urmare, între acestea se va fixa la final o condiție de legătură. Ținând cont de dimensiunile acceptate, se va începe construcția prin trasarea unui dreptunghi cu laturile de … mm și … mm. Înalțimea considerată pentru acest caz este de … mm, aceasta fiind si distanța de extrudare aleasă în urmatorul pas. Paralelipipedul obținut reprezintă structura de bază a plăcuței, urmând crearea găurilor de înfiletare pentru articulația gleznei;

Prin crearea proiecțiilor axelor de prindere, se obține poziția teoretică a acestora pe suprafața placuței urmată de extrudare cu selecția cut pentru a elimina volumul din placuță necesar obținerii găurii. Setarea filetului se va face cu următoarele caracteristici: M?? mm. Cu ajutorul comenzii fillet se modifică muchiile plăcuței oferindu-le un aspect netezit și rotunjit;

Zona de prindere a știftului: Considerând muchia laterală a plăcuței, se proiectează un cerc cu raza de ?? mm cu centrul pozitionat la o disntanță de ?? mm de centrul lungimii muchiei. Masurând o lățime de ?? mm, se realizează construcția a 4 cilindri cu înălțimea de ?? mm din extrudarea cercului proiectat inițial. Aceștia sunt plasați la o distanță de ?? mm unu față de celălalt;

Pentru a putea permite accesul știftului, se consideră suprafața primului cilindru. La nivelul acesteia se trasează un cerc concentric cu diametrul de ?? mm, a cărui volum eliminat pe toată lungimea cilindrilor cu ajutorul funcției extrude reprezintă spațiul de intrare al axului central al știftului. În jurul acestuia, se proiectează cercuri cu raza de ?? mm, la fiecare 22.5 grade începănd cu 0 grade, privind cercul cilindrului principal ca o reprezentare a cercului trigonometric. Deasemeni, prin extrudarea celor 16 cercuri obținute, rezultă spațiile ce permite piciorului sub un anumit unghi;

Aceasta etapă de execuție necesită crearea unei singure condiții de legătura, anume între axele articulației gleznei și plăcuța proiectată. Acest lucru se realizează cu ajutorul comenzii joint prin selectia opțiunii cylindrical care efectuează o mișcare de rotație împreună cu una de slide, adică înfiletarea șurubului;

Proprietăți precum cele de masă pot fi obținute cu ajutorul programului Fusion360, ținând cont de selecția materialului și dimensiunile acestuia. Astfel, dupa cum se poate observa și în Fig 3.20, plăcuța de la nivelul călcâiului are o masă de 142.212 g și un centru de masă regăsit în punctul de coordonate (0.252 mm, -45.657 mm, 4.509 mm);

II. Construcția plăcuței de la nivelul tarsienelor si metatarsienelor

Principiul de construcție al acestei componente este relativ asemănător, prima etapă fiind deasemenea proiectarea unui dreptunghi repectând dimensiunile piciorului. Considerând anatomia piciorului uman, plăcuța va avea o formă ușor trapezoidală, latura mai mare fiind asociată regiunii metatarsienelor. Modificări se regăsesc și la nivelul înălțimii plăcuței, aceasta obținându-se prin crearea unui alt trapez de aceleași dimensiuni însă cu un unghi de înclinație către latura care se va

regăsi în zona metatarsienelor. Unirea acestor 2 suprafețe și obținerea unei noi componente se realizează apelând comanda loft. Din punct de vedere biologic, structura piciorului către regiunea falangelor se îngustează, prin urmare este necesar ca plăcuța sa respecte aceleași trăsături. Acest aspect se definitivează prin apelarea comenzii fillet asupra muchiei dorite.

Fig 3.22 oferă informații legate de proprietățile de masă ale placuței proiectate, proprietăți ce sunt importante mai apoi în construcția protezei. Astfel, se cunoaște masa componentei ca fiind 164.884 g și localizarea centrului de masă exprimat în coordonate, (0.873 mm, -49.693 mm, -68.884 mm).

Zona de fixare a știftului are aceleași etape de construcție ca în cazul plăcuței corespunzătoare nivelului călcâiului, anume:

construcția cercului principal, ținând cont de faptul că prima poziție a acestuia este la ?? mm față de cea din primul caz;

obținerea celor 4 cilindri prin extrudare și plasarea acestora la ?? mm unul față de celălalt;

crearea cercului central care prin extrudare permite accesul axului central de prindere;

desenarea celor 16 cercuri dispuse corespunzător pozițiilor pentru reglarea unghiului piciorului și crearea spațiilor necesare acesului știftului;

Singura condiție de legătura pentru acest caz este între plăcuța proiectată și cea corespunzătoare căcâiului, setată cu ajutorul funcției joint, cu specificația mișcării ca fiind rotational cu un unghi admisibil între 0 grade si 45 grade. Suprafațele de legătura vor fi alese ca fiind cele ale primului cilindru din cele patru în ambele cazuri, astfel că: pentru plăcuța corespunzătoare călcâiului se considera fața interioară iar în cazul plăcuței corespunzătoare metatarsienelor se alege fața exterioară.

III. Constructia știftului pentru îmbinarea celor două plăcuțe

Prin definiție, știftul este o tija metalică cilindrică sau conică, folosita la îmbinarea a doua piese de metal [14]. Astfel, în cadrul mecanismului de reglare a unghului de înclinație al tălpii, știftul are rolul de a bloca cele două plăcuțe sub un unghi ales. Deoarece asupra acestei componente se exercita o presiune mare, s-a ales construcția unui ax central pentru rezistență mecanică care la un capăt permite înfiletarea unei piulițe pentru o fixare mai buna în structura piciorului și a 16 axuri corespunzătoare fiecărei probabilități de reglare a unui unghi, ținând cont ca acestea sunt dispuse la 22.5 grade unul față de celelalte.

In primul rand, proiectarea a început prin desenarea unui cerc concentric cu cel al cilindrilor de fixare ai plăcuțelor, urmată de extrudarea acestuia în exterior prin selecția optiunii new body și pe o distanță de 2 mm. Astfel se obține suprafața comună de contact pentru cele 17 axuri notată cu suprafața A pentru o localizare mai ușoară în cadrul etapei de unire.

Prin crearea proiecțiilor spațiilor create pentru accesul axurilor, se obțin pozițiile cercurilor necesare creării acestora. Următorul pas este transformarea acestor cercuri în structuri cilindrice, respectiv axurile de fixare, prin apelarea funcției extrude pe o distanță de 46 mm, selectând din listă opțiunea new body, doar axul central însă va avea o distanță de 49 mm pentru a pemite înfiletarea piuliței;

Este foarte importantă efectuarea etapei de unire a componentelor în acest caz, știftul având un rol esențial în funcționarea mecanismului. Pentru a putea aplica funcția joint în acest caz, este necesar ca spațiile ce permit accesul axurilor sa fie perfect aliniate considerând unghiul dorit. Apoi se alege suprafața de intersecție ce reprezintă condiția de unire, anume suprafața A și fața exterioară a primului cilindru prezent în acea zona. Înainte de finalizarea comenzii, se selectează tipul mișcării efectuate de acestă componentă, anume slide;

Pe cei 3 mm rămași în partea exterioară a mecanismului se va seta un filet exterior cu urmatoarele caracteristici: M5x0.8 mm, fiind un filet cu un pas de 0.8 mm pe un șurub cu diametrul de 5 mm.

Crearea piuliței presupune desenul unui hexagon circumscris cu latura de 4.6 mm, în interiorul căruia se va plasa un cerc cu diametrul de 5 mm. Suprafața obținută de acestea două este extrudată pe o distanță de 3 mm. Ultimul pas îl constituie setarea filetului interior, respectând setarile făcute șurubului, anume M5x0.8;

Mișcarea de înfiletare a piuliței este setată ca rotational împreuna cu slider pe o distanță de 49 mm atunci cand se apelează funcția joint;

Precum și în celelalte cazuri, accesând opțiunea Properties aflăm informații legate de masa și centrul de masă a componentelor selectate. În aceasta situație avem o masă de 24.5 g pentru știft si 0.005 g pentru piuliță, iar coordonatele centrelor de masă pentru acestea sunt (2.99 mm, -48.60 mm, -29.63 mm), respectiv (-25.07 mm, -48.71 mm, -30.21 mm);

Luând în considerare și ultimele doua mase obținute, se poate determina masa totală a structurii metalice din cadrul piciorului ca fiind 324.5 g din totalul calculat de 826 g. Din acest fapt se deduce faptul că pentru construcția mulajului piciorului este permisa o masă de aproximativ 500 g. Pe parcursul utilizării protezei este posibil ca masa pacientei sa varieze, însă nu cu mult aceasta primind indicații stricte de la medic tocmai pentru a nu influența parametrii deja considerați în proiectarea protezei pentru aceasta.

3.5.2 Etapele de reglare a unghiului

Principalele etape în reglarea unghiului piciorului pentru a permite purtarea pantofilor cu toc sunt:

Deșurubarea piuliței și scoaterea știftului de blocare a plăcuțelor. Fig 3.25

Obținerea unui unghi de înclinație de 22.5 grade prin deplasarea placuței de la nivelul tarsienelor și metatarsienelor prin rotație spre stânga cu un singur spațiu. Fig 3.26

După ce unghiul a fost reglat la înclinația dorită, se reintroduce știftul pentru a împiedica modificarea acestuia și reînșurubarea piuliței pentru a asigura fixarea știftului. Fig 3.27

3.6 Talpa biaxială

Principalul rol al acestei componente este de natură estetică, pentru a oferi pe cât posibil pacientei aspectul unei tălpi biologice. Pot exista numeroase construcții ale acesteia în funcție de materialul utilizat: caracteristicile mecanice ale acesteia, de exemplu gradul de mobilitate/elasticitate, dimensiuni și chiar culoare. Se poate menționa deasemeni faptul că aceasta ajută și la menținerea echilibrului în stare de repaus și în locomoție, fiind esențială în cazul protezelor în a caror construcție mecanismul de reglare a unghiului piciorului nu este prezent. O reprezentare cât mai precisă a piciorului biologic prin intermediul acestui picior poate ajuta la recuperarea psihologică a pacientei, oferindu-i acesteia șansa de a nu se simți diferită față de cei ce o înconjoară.

Din punct de vedere constructiv, se alege poliarileterchetonă (PAEK), o rasină termoplastă avansată cu proprietăți mecanice excelente și care deasemeni nu este inflamabilă și este rezistentă din punct de vedere chimic. Singurul dezavantaj al acestui material este costul ridicat de achiziție dar și cel de producție.

Pentru a facilita proiectarea, aceasta s-a structurat în 2 etape:

Modelarea călcâiului

Modelarea piciorului

În ambele cazuri aceasta s-a desfășurat similar, cu ajutorul mediului de prelucrae din cadrul programului Fusion360, FORM. Acesta permite modelarea liberă a unor structuri geometrice de bază, în cazul de față fiind 2 paralelipipede.

O modelare cât mai precisă presupune setarea unui număr de mesh-uri pe fiecare față a paralelipipedului. Apoi, selectând opțiunea edit form se începe modelarea suprafețelor până la obținerea formei dorite, anume călcâiul.

Pentru a putea permite integrarea plăcuței corespunzătoare nivelului călcâiului, este necesară crearea spațiului necesar pentru aceasta. Se desenează un dreptunghi ce reprezintă sencțiunea transversală a plăcuței pe fața interioară a paralelipipedului și se extrudează pe o distanță egală cu lungimea plăcuței, 60 mm. Deși se observă că această lungime depășește dimensiunea călcâiului, se poate neglija, geometria următoarei componente completându-l.

Următorul pas este de a creea spațiul pentru componenta mobilă a articulației gleznei. Acest lucru se efectează deasemeni prin extrudarea unei forme geometrice identică cu cea paralelă călcâiului însă de dimensiuni mai mari, astfel încât să se încadreze în structura călcâiului.

Accesul axurilor de fixare a articulației gleznei este creat prin desenul a doua cercuri desenate prin proiecția axurilor pe planul călcâiului iar extrudarea acestora se face străpungând toată distanța. Se notează această etapă cu B, ea urmând a se repeta în construcția următoarei componente.

Din Fig 3.30 se află masa componentei călcâi ca fiind de 105.185 g iar centrul de masă localizat în punctul de coordonate (0.784, -43.173, 33.791).

Definitivarea formei piciorului a fost realizată cu ajutorul modelării celui de-al doilea paralelipiped. Având în vedere că pacienta este supus unui stres suplimentar atunci cand alege să modifice unghiul de înclinație, forma mulajului piciorului aleasă corect o poate ajuta în menținerea echilibrului. Astfel, pentru această proiectare s-a ales ca forma piciorului să fie similară cu cea a unui pantof. Existând un mulaj mai bun între piciorul protezat și încălțăminte, stabilitatea și controlul vor fi îmbunătățite.

După ce a fost obținută forma dorită, urmează adaptarea acestuia pentru mecanismul de înclinație a piciorului. Primul pas este de a despărți componenta în 2 elemente constructive, cea corespunzătoare călcâiului și pentru încadrarea plăcuței de la acel nivel și cea corespunzătoare metatarsienelor și falangelor și care încadreaza plăcuța de la acel nivel. Desparțirea se realizează prin desenul unul cerc pe suprafața laterală a piciorului ca proiecție a suprafeței A a știftului. La nivel cu acest cerc se va proiecta deasemeni și un dreptunghi cu lungimea reprezentată de înălțimea piciorului iar lățimea având 10 mm. Acest ansamblu de suprafețe se vor extruda până când mulajul va fi împărțit în 2 componente diferite.

Rolul componentei ce va ramane la nivelul componentei Placuta1, de la nivelul călcâiului, este de a corecta spațiul creat în structura călcâiului. Deasemeni, este necesar spațiul de acces pentru plăcuță, obținut prin aceeași metodă. Orice decupaj realizat la nivelul călcâiului va fi efectuat și la nivelul acestei componente.

Prelucrarea porțiunii de picior pentru Placuta2: Ca prim pas, se obține o proiecție a placuței de forma trapezoidală ce se va poziționa la 15 mm de suprafața tălpii și se va extruda pe o distanță de 7 mm pentru a asigura fixarea acesteia. Pentru structura prezentă la acest nivel al construcției din cadrul componentei mobile se va creea un spațiu ce va permite o deplasare a acesteia. Pentru acesta, se desenează un dreptunghi la nivelul suprafeței superioare a piciorului fără ca dimensiunile acestuia să le depașească pe cele ale mulajului și se va extruda pe o distanță de 20 mm.

În scopul asigurării fixării componentelor, de o parte și de alta a mulajului se va realiza un tip de sistem de prindere.

Acesta va presupune construcția unui cerc prin proiectia suprafeței A a știftului și apelarea comenzii extrude cu selecția opțiunii cut pe o distanță de 2 mm.

Clemele de prindere ale capacului sunt formate din doua dreptunghiuri de dimensiuni 18×4 mm ce suferă aceeași succesiune de comenzi extrude.

Ultimul pas se realizează la nivelul dreptunghiurilor create anterior, anume desenul a două cercuri cu diametrul de 2 mm la nivelul extremităților exterioare și extinderea lor pe o distanța de 3 mm. Proiecțiile acestora pe spațiul format cu ajutorul opțiunii cut utilizatăanterior se vor extruda pe aceeași distanță de 3 mm. Acest sistem permite prinderea și fixarea căpăcelului de la nivelul piciorului. Același lucru se realizează simetric și pe cealaltă latura a mulajului.

Cu ajutorul acestui mulaj adaptat tip mănușă, este posibilă modificarea mai facilă a unghiului de înclinație, ea putând fi realizată chiar de pacientă în orice moment al zilei. De asemena, un alt avantaj al acestei metode este simplitatea construcției, prin urmare costul de fabricație. Este important de menționat faptul că singura porțiune ce se poate detașa este cea de la nivelul plăcuței ce permite reglarea unghiului. Cealaltă structură împreună cu călcâiul și plăcuța de la nivelul acestora sunt elemente fixe, în funcție de care se ghidează mișcarea celor mobile.

O masă de 640 g este regăsită în proprietățile reprezentate în Fig 3.32 pentru piciorul proiectat și realizat din PAEK. Deasemeni punctul de localizare al centrului de masă este descris de coordonatele (6.97, -45.28, -41.43). Din Fig 3.30 și Fig 3.32 se poate determina o masă totală a componentei totale de mulaj ca fiind de aproximativ 745 g.

În concluzie, etapele complete de modificare a unghiului de înclinație piciorului sunt:

Detașarea componentei mobile a piciorului

Deșurubarea piuliței și scoaterea știftului

Reglarea unghiului dorit prin mutarea plăcuței mobile

Introducerea știftului și înfiletarea piuliței

Reatașarea componentei mobile a piciorului

Capitolul IV. Optimizarea soluției proiectate

În urma rezultatelor obținute în capitolul III, se analizează proteza din punct de vedere al masei și se realizează modificările necesare la nivelul acesteia. Se reamintește faptul că pentru un pacient ce utilizează o proteză de membru inferior este foarte importantă echilibrarea maselor între membrul sănătos și cel protezat. Orice discrepanță la acest nivel poate determina deplasarea centrului de greutate, prin urmare crearea unui dezechilibru în timpul mersului sau al alergării dar și efecte secundare pe termen lung cum ar fi afecțiuni la nivelul coloanei vertebrale sau suprasolicitarea musculaturii.

În cadrul protezei transtibiale proiectate, se analizează masa fiecărei componente în parte iar în cazul în care există valori ce nu corespund cu cele teoretice, se pot efectua la nivelul alegerii materialului, încercând a se păstra proprietăți similare, sau la nivelul formei componentelor din cadrul mecanismului de reglare al unghiului de înclinație al piciorului.

Se reamintesc valorile calculate anterior în cadrul capitolului III:

Din tabelul 4.1 se pot observa diferențele între valorile calculate și cele teoretice pentru totalul de masă pentru ansamblul gambei și pentru totalul de masă pentru ansamblul piciorului.

În cazul construcției gambei, există o diferență de aproximativ 2000 g. Pentru a putea finaliza o proteză transtibială, este necesară ansamblarea unei componentei pentru fixarea suportului de bont fabricată din titan, ce are o masă fixă de aproximativ 200 g, dar și suportul de bont, realizat ca un mulaj al bontului pacientei. În această situație, masa variază în funcție de materialul ales, forma și dimensiunea mulajului, prin urmare cantitatea de material folosită dar și materialele textile utilizate pentru a evita discomfortul pacientei și formarea de leziuni asupra bontului. Prin urmare, la nivelul ansamblului gambei, nu există probleme legate de masa acestuia în vederea respectării corespondenței cu masa teoretică.

În cazul piciorului însă, masa calculată este mai mare decât cea teoretică cu 250 g. Pentru a putea ajunge la masa necesară se pot efectua reduceri ale dimensiunilor componentelor metalice sau modificări ale materialului plastic urilizat pentru construcția mulajului tălpii.

4.1 Reducerea dimensiunilor componentelor metalice

Componentele metalice din construcția piciorului la nivelul cărora se pot face modificări sunt cele doua plăcuțe utilizate pentru reglarea unghiului de înclinație. Nu este indicată schimbarea materialului utilizat în acest caz, aceste componente având un rol important în susținerea greutății pacientei, prin urmare este necesară o rezistență mecanică ridicată, caracteristică oferită de titan.

Modificarea plăcuței de la nivelul călcâiului

Având în vedere faptul că această componentă este în contact direct cu axurile mecanismului de articulație a gleznei, lățimea acestei plăcuțe nu poate fi modificată pentru a nu influența rezistența contactului. Se poate considera însă modificarea lungimii, reducând astfel dimensiunea componentei.

Pentru reducerea masei la nivelul acestei componente s-a proiectat pe fața superioară a plăcuței un dreptunghi cu dimensiunile dorite pentru reducerea dimensiunii, 46.12 x 40 mm. Prin extrudarea acestei figuri se elimina porțiunea dorită, urmată de apelarea funcției fillet pentru netezirea muchiilor.

Deoarece a fost modificată forma plăcuței, sunt necesare modificări și la nivelul mulajului, implicit completarea volumului eliberat. Prin selecția suprafeței inferioare a spațiului pentru plăcuță, se apelează funcția extrude cu opțiunea new body pe o distanță de 46.12 mm. În urma acestor pași, se obține pentru plăcuță o masă esgală cu 95.56 g, prin urmare o reducere de 46.65 g. Aceste informații se pot afla accesând rubrica Propreties pentru componenta aleasă, dupa cu este reprezentat și în Fig 4.2.

Modificarea placuței de la nivelul tarsienelor și metatarsienelor

Considerând faptul că această componentă reprezintă partea mobilă a mecanismului, nu se poate elimina mai mult de jumătate din structura acesteia, proprietățile mecanice ale acesteia reducându-se prea mult. Astfel, similar etapei anterioare, se reprezintă pe fața superioară a plăcuței un dreptunghi cu dimensiunile dorite pentru reducerea dimensiunii. Se extrudează figura selectând opțiunea cut după care se teșesc unghiurile acesteia trasând linii oblice pe suprafață și extrudând triunghiurile obținute. Petru netezirea muchiilor, se selectează opțiunea fillet, se selectează toate muchiile exterioare și se introduce un unghi de 2.5 grade pentru netezire. Reducând dimensiunea plăcuței, pentru o fixare mai bună a acesteia este necesară completarea spațiului dislocuit în cadrul mulajului piciorului. Privind spațiul interior liber al mulajului piciorului ca un paralelipiped, înălțimea acestuia trebuie redusă, prin urmare se extrudează suprafața superioară cu selecția opțiunii new body pe o distanță de 32 mm.

După efectuarea acestor pași, plăcuța are o masă de 123.881 g, prin urmare o reducere a masei de 41 g. În concluzie, s-au realizat modificări ale structurii metalice ale piciorului prin reducerea formei și a dimensiunilor ce au rezultat în scăderea masei ansamblului piciorului cu 88 g.

4.2 Modificarea materialului pentru mulajul piciorului și al călcâiului

Deoarece dimensiunea mulajului depinde de mărimea purtată de pacientă, respectiv 37, nu se pot realiza modificări la acest nivel. Astfel, se caută înlocuirea materialului cu unul ce are proprietăți similare exceptând masa, care se cere a fi mai mică. Momentan se utilizează PAEK, un material plastic cu proprietăți mecanice precum, densitatea de 1.320 g/cm3 și modulul lui Young egal cu 1.100 GPa. Pentru cele doua componente ale mulajului se cunosc volumele acestora, pentru mulajul piciorului 4.844 * 105 mm3 iar pentru cel al călcâilui 7.968 * 104 mm3..

Pentru a putea micșora masa componentelor, se cauta un material cu o densitate mai mica față de cea a materialului PAEK. Prin urmare, se alege EVO, etilen-vinil-acetat, un material plastic flexibil ce poate fi ușor modelat, astfel obținându-se forma exactă dorită a piciorului și a călcâiului, rezistență crescută la impact și cel mai important, masă redusă. Utilizând o opțiune a acestui material, OP-TEK Flex Comfort, se ofera protezei un aspect mai catifelat, trăsătura care pentru o pacientă este utilă în recuperarea psihologica post intervențională.

Știind densitatea materialului ca fiind 0.965 g/cm3 și volumele mulajelor a căror mase se doresc a fi modificate, se pot calcula noile mase pentru componentele protezei [15].

Folosind formula ρ = m/V [g/cm3] (12)

Se determină masele ca fiind m1 = 468 g pentru mulajul piciorului și m2 = 77.2 g pentru călcâi. Astfel, este calculată o masă totală de 545.2 g.

În urma modificărilor efectuate la nivelul componentelor metalice și a structurii plastice prin reducerea dimensiunilor și alegerea altui material, se obține o masă redusă a ansamblului piciorului de aproximativ 790 g. Deși există în continuare o diferență de 30 g, creându-se astfel intervalul 790-826 g considerat pentru mici variații în masa pacientei.Ținând cont de aceste modificări, proteza transtibială proiectată poate fi considerată potrivită din punct de vedere al maselor pentru a fi utilizată de pacientă.

V. Concluzii

Lucrarea și-a propus dezvoltarea unei proteze transtibiale cu un unghi de înlinație al piciorului adaptabil în funcție de preferințele pacientei, o femeie cu o masă de 57 kg ce poartă măsura 37 la pantof. Pentru aceasta, s-a utilizat programul Fusion360 împreună cu funcțiile sale de proiectare și modelare.

S-a început de la proiectarea unei proteze transtibiale clasice, ținând cont de cotele fiecărei componente și de condițiile de asamblare ale acestora în cadrul protezei finale. S-au folosit intrucțiuni precum line, rectangle, circle, extrude, fillet pentru construcția corpurilor, inspect pentru verificarea cotelor și eventuala modificare a acestora și manage materials pentru a putea schimba materialele și pentru a vizualiza proprietățile acestora. Pentru a putea oferi protezei capacitatea de a își schimba unghiul de înclinație al piciorului, în structura acestuia s-a introdus o structura metalică formată din două plăcuțe și un știft pentru blocarea acestora. La nivelul călcâiului s-a proiectat o plăcuță fixă ce formează o prindere cu axurile componentei pentru articulația gleznei. Structura acesteia permite îmbinarea cu cea de a doua plăcuță ce se regăsește la nivelul tarsienelor și metatarsienelor. Aceasta reprezintă componenta mobila, prin care se modifică unghiul de înclinație. Deplasarea acesteia cu o singură poziție formează un unghi de înclinație de 22.5 grade. Fixarea acestora se realizează prin reintroducerea știftului. În urma adăugării acestor componente suplimentare, s-a observat o creștere a masei protezei, determinând astfel depășirea masei admisibile. Masa admisibilă este calculată în funcție de masa pacientei și ținând cont de coeficieții din tabelul lui Winter în vederea evitării formării uzurii în timp și a discomfortului la utilizare. Acest aspect a fost corectat în cadrul capitolului IV destinat optimizării, prin reducerea dimensiunilor componentelor metalice din structura piciorului și prin schimbarea materialului plastic utilizat pentru picior. În final, s-a obținut reducerea masei astfel încât să se încadreze în intervalul permis.

Următorul pas în vederea obținerii unei proteze transtibiale adaptabile funcționale este testarea acesteia în funcție de forțele ce acționează asupra ei și simularea diferitelor situații pentru a putea detecta eventualele puncte slabe și pentru a le putea corecta. Se va folosi deasemeni programul Fusion360 și se va lucra în rubrica Simulation. Aceasta permite simularea unor forțe cu valori introduse de către utilizator cu scopul vizualizării acțiunilor acestora asupra mai multor puncte din structura protezei. În cazul unor rezultate nefavorabile, se pot efectua modificări la nivelul materialelor utilizate, a condițiilor de îmbinare între componentele proiecate sau chiar forma și dimensiunile acestora. În acest caz se vor relua etapele din cadrul capitolului IV, pentru a verifica proporțiile maselor. Aceste etape se vor efectua în perioada stagiului de master, unde se vor corecta imperfecțiunile mecanice ale protezei, în final urmărindu-se printarea 3D și construcția fizică a unui prototip pentru acest model.

Aceast model de proteză transtibială are rolul de a determina un impact psihologic mai scazut asupra pacientelor în urma intervenției chirurgicale și de a le ajuta în integrarea socială, permițându-le purtarea încălțămintei cu toc, accesoriu vestimentar prezent în garderoba fiecărei femei.

VI. Bibliografie

[1] Sam Little, December 30, 2017, THE LOWER LIMB, http://teachmeanatomy.info/lower-limb/, accesat la data de 15.03.2018

[2] R. J. Abboud, Current Orthopaedics (2002), Mini-symposium: The elective foot – Relevant foot biomechanics

[3] Bednarčíková Lucia, Monika Michalíková, Viktoria Rajtukova, Alena Balogova, Procedia Engineering · December 2014, Biomechanics of Lower Limb Prostheses, https://www.researchgate.net/publication/270107605

[4] Anamika Sahu, Rajesh Sagar, Siddharth Sarkar, and Sushma Sagar, Ind Psychiatry J. 2016 Jan-Jun; 25(1): 4–10, Psychological effects of amputation: A review of studies from India, www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC5248418/, accesat la data de 13.03.2018

[5] John C. Racy, M.D., 1989, chap 26. Used with permission., *Portions of this chapter appeared previously in Racy JC: Psychological aspects of amputation, in Moore WS, Malone SJ (eds): Lower Extremity Amputation. Philadelphia, WB Saunders, http://www.oandplibrary.org/alp/chap28-01.asp, accesat la data de 13.03.2018

[6] K Srivastava, Brig D Saldanha (Retd), S Chaudhury, Surg Cmde VSSR Ryaly, Surg Capt S Goyal, Lt Col Bhattacharyya, D Basannar, MJAFI 2010, A Study of Psychological Correlates after Amputation, accesat la data de 13.03.2018, http://medind.nic.in/maa/t10/i4/maat10i4p367.pdf

[7] Hugh M. Herr, Jeff A.Weber, Kwok Wai Samuel Au, Bruce Wayne Deffenbaugh, Lee Harris Magnusson, Andreas G. Hofmann, Benjamin B. Aisen. Mar. 27, 2014, POWEREDANKLE-FOOTPROSTHESIS, https://patentimages.storage.googleapis.com/bc/50/5a/2ac5f260ed85b0/US20140088729A1.pdf, accesat la data de 28.03.2018

[8] AndrewH.Hansen, EricA.Nickel, Mar 23 2001, SELF-ADJUSTINGPROSTHETICANKLE APPARATUS, https://patentimages.storage.googleapis.com/45/e0/54/34e4f6f7758f01/US6443993.pdf, accesat la data de 28.03.2018

[9] Eric Nickel, MS, Jonathon Sensinger, Andrew Hansen, 5 Noiembrie 2014, Passive prosthetic ankle-foot mechanism for automatic adaptation to sloped surfaces, www.rehab.research.va.gov/jour/2014/515/pdf/JRRD-2013-08-0177.pdf, accesat la data de 13.04.2018

[10] K. M. Walke, P. S. Pandure, 18 Martie 2017, Mechanical Properties of Materials Used For Prosthetic Foot: A Review, 6th National Conference RDME 2017, 17th- 18th March 2017, https://pdfs.semanticscholar.org/687d/5a470eb2024255b4246808f8128f32b0da5c.pdf, accesat la data de 13.04.2018

[11] Nihat Ozkaya, Margareta Nordin, 1998, Fundamentals of Biomechanics II

[12] https://www.physio-pedia.com/Biomechanics_in_prosthetic_rehabilitation

[13] http://www.resist.pub.ro/Cursuri_master/PS/PS_Curs_07.pdf

[14] https://dexonline.ro/definitie/știft

[15] https://www.curbellplastics.com/Research-Solutions/Technical-Resources/Technical-Resources/Plastics-for-Orthotics-Prosthetics