COMBATEREA UZURII CUPLEI BONT-LINER-SOCKET, … · Metode indirecte de evaluare a bontului ......

UNIVERSITATEA TEHNICĂ „GHEORGHE ASACHI“ DIN IAŞI

Facultatea de Mecanică

COMBATEREA UZURII CUPLEI BONT-LINER-SOCKET, ELEMENT ESENȚIAL ÎN MENȚINEREA CONFORTULUI

ȘI CALITĂȚII VIEȚII PACIENTULUI PROTEZAT

– REZUMAT –

Conducător de doctorat:

PROF. EMERIT DR. ING. MIHAI GAFIȚANU

Doctorand:

Asist. Univ. Kinetoterapeut IACOMI (ROTARIU) MARIANA

Iași, 2014

CUPRINS

MOTIVAȚIE .................................................................................................... 1

CAPITOLUL 1 – INTRODUCERE ................................................................ 3

1.1. Evoluţia conceptului de proteză şi protezare .......................................... 3

1.2. Evoluţia cercetărilor medicale centrate pe sistemul bont-liner-socket ... 4

CAPITOLUL 2 – STADIUL ACTUAL AL CERCETĂRILOR PRIVIND

COMPLEXUL BONT-LINER SOCKET ....................................................... 6

2.1. Componentele biologice, biomecanice și tribologice ale sistemului

bont-proteză .................................................................................................. 6

2.1.1 Tegumentul .................................................................................... 6

2.1.2. Aparatul locomotor ....................................................................... 7

2.2. Biomecanica și uzura complexului bont-proteză și a articulaţiei

proximale ...................................................................................................... 8

2.3. Tribologia din perspectiva medicinii ..................................................... 9

2.3.1. Uzuri biologice............................................................................ 10

2.3.1.1. Uzuri biologice prin adăugare de material ......................... 10

2.3.1.2. Uzuri biologice prin pierdere de material ........................... 11

2.3.1.3. Uzură fiziologică prin modificarea patologică a valorilor

parametrilor funcționali ai fibrelor musculare ................................. 12

2.4. Considerații teoretice privind modelarea matematică a complexului

bont-proteză ................................................................................................ 13

2.4.1. Descrierea modelului matematic asociat complexului bont-proteză .. 14

2.5. Evaluarea aparatului neuro-mio-artro-kinetic ...................................... 15

2.5.1. Metode obiective ......................................................................... 15

2.5.2. Metode indirecte de evaluare a bontului ..................................... 16

2.5.3. Metode de evaluare a parametrilor biomecanici ......................... 17

2.5.4. Evaluarea parametrilor termici și optici ...................................... 17

2.6. Concluzii privind stadiul actual în domeniul combaterii uzurii cuplei

bont-liner socket ......................................................................................... 18

CAPITOLUL 3 – CONTRIBUȚII TEORETICE PRIVIND MODELAREA

ȘI SIMULAREA BIOMECANICII COMPLEXULUI BONT-LINER-

SOCKET ......................................................................................................... 19

3.1. Obiectivele studiului cercetării ............................................................ 19

3.2. Aplicații și contribuții proprii privind studiul teoretic al complexului

bont-liner-socket ......................................................................................... 20

3.3. Contribuții proprii în proiectarea 3D și analiza cu elemente finite a

complexului bont-proteză ........................................................................... 22

3.3.1. Construirea reţelei prin metoda elementelor finite ...................... 23

3.3.2. Modelarea 3D a complexului bont-proteză ................................. 24

3.3.2.1. Definirea proprietăţilor de material, a încărcăturilor şi a

restricțiilor ....................................................................................... 25

3.3.2.2. Studiul comportării complexului bont-proteză la aplicarea

restricțiilor la nivelul capului femural ............................................. 26

3.3.3. Studiul comportării complexului bont-proteză la aplicarea

restricțiilor la nivelul tijei protezei ........................................................ 28

3.3.4. Studiul comportării complexului bont-proteză la sumarea forțelor

și presiunilor la nivelul capului femural și al tijei protezei ................... 29

3.4. Contribuții personale privind modelarea și simularea apariției și

evoluției cicatricei, mecanism biologic de uzare prin adăugare de material ...30

3.4.1. Modelul Sheratt-Chaplain ........................................................... 30

3.4.2. Modelul de difuzie în matrici de ţesuturi (scaffold) .................... 31

3.4.3. Model matematic al keloid-ului, uzare prin adăugare de material

.............................................................................................................. 32

3.5. Concluzii privind modelarea și simularea biomecanicii complexului

bont-liner-socket ......................................................................................... 34

CAPITOLUL 4 CORELAȚII ÎNTRE REZULTATELE

EXPERIMENTALE ȘI DATELE OBȚINUTE ÎN URMA MODELĂRII

ȘI SIMULĂRII EVOLUȚIEI COMPLEXULUI BONT-LINER-SOCKET . 36

4.1. Echipamente experimentale pentru evaluarea și măsurarea bontului

protezabil în vederea protezării. .................................................................. 36

4.1.1. Etapele măsurătorilor posturale ................................................... 36

4.1.2. Descrierea echipamentului utilizat în măsurătorile posturale ...... 37

4.1.3. Echipamentul experimental folosit în culegerea directă a datelor

clinice .................................................................................................... 38

4.2. Interpretarea analizelor experimentale ale momentelor şi presiunilor

evidențiate la nivelul interfaţei cupă-bont ................................................... 40

4.3. Analiza presiunilor la nivelul sistemului bont-socket .......................... 42

4.4. Managementul volumului restantului funcțional ................................. 44

4.5. Estimarea forţelor, momentelor forţei transaxiale şi optimizarea

contactului bont-socket ............................................................................... 45

4.6. Construcția unei interfaţe grafice pentru estimarea parametrilor

sistemului bont-socket ................................................................................ 47

4.6.1. Interfaţă grafică pentru vizualizarea şi procesarea semnalelor

experimentale ........................................................................................ 47

4.6.2. Interfaţă grafică pentru obiectivarea hărţii de presiuni ................ 49

4.7. Metode și tehnici de recuperare a pacientului amputat ........................ 50

4.8. Corelații statistice între teorie și experimentul kinetoterapeutic .......... 51

4.9. Descrierea grupului țintă de pacienţi .................................................... 52

4.10. Funcţia motorie şi percepţia protezei înainte de reeducarea mersului 54

4.11. Calitatea vieții pacientului amputat .................................................... 55

4.11.1. Instrumente de evaluare a calității vieții.................................... 56

4.12. Concluzii legate de rezultatele experimentale și datele teoretice ....... 58

CAPITOLUL 5 CONCLUZII ........................................................................ 59

5.1. Concluzii generale ............................................................................... 59

5.2. Concluzii personale .............................................................................. 60

5.3. Direcții viitoare de cercetare ................................................................ 62

ACTIVITATEA ȘTIINȚIFICĂ DIN CADRUL TEZEI DE DOCTORAT ..... 64

BIBLIOGRAFIE ............................................................................................ 67

1

MOTIVAȚIE

Noua abordare a sănătăţii publice de prevenire şi educaţie pentru mişcare impune

necesitatea integrării şi interacţiunii puternice dintre diferitele ramuri medico-inginereşti,

spre crearea de domenii noi, de frontieră, care să se integreze în dinamica social-

umană spre o societate europeană. Progresul tehnologic continuu din ultimele

decenii şi mai ales din ultimii ani a avut şi are un impact incontestabil asupra medicinii.

Numeroase acte de diagnostic sau tratament pot fi digitalizate, telecomandate. Prin

depistarea precoce, apariţia patologiei cuplului pacient–proteză, pacient–implant,

pacient–exoproteză, pacient–grefă tisulară sau grefă de organ, afecţiunile clasice

şi-au schimbat nu numai standardele de îngrijire, ci şi tabloul clinic obişnuit.

Unele atitudini sociale privind amputaţiile s-au schimbat de-a lungul timpului,

dar sunt şi reacţii care au rămas neschimbate. În trecut, motivele amputaţiilor erau

foarte variate. Copiii născuţi cu deformații congenitale de multe ori erau omorâţi,

pentru că se considera că erau impuri spiritual, şi societatea nu se putea baza pe

ei. În unele civilizaţii, frica de amputaţie era mai mare decât frica de moarte. Oamenii

credeau că şi în viaţa de după trebuie să trăiască fără membrul amputat. De aceea,

membrul amputat era îngropat, iar când amputatul deceda, membrul se dezgropa,

pentru a fi reîngropat împreună cu persoana respectivă, pentru ca aceasta să fie

întreagă în viaţa eternă.

În ţările arabe, unde căsătoriile între veri erau frecvente, s-au născut mulţi

copii cu deformaţii congenitale care erau amputate. În civilizaţia antică Moche din

Peru, era frecventă pedepsirea hoţilor prin amputarea unei mâini. Interesant era

că în cazul în care hoţul putea dovedi că a furat din motiv de foame, cel care

suferea pedeapsa era şeful tribului. Amputaţiile se practicau şi în cazul anumitor

boli, cum ar fi cangrena, tuberculoza sau lepra.

Un alt scop al amputaţiilor erau ritualurile unor ceremonii religioase. Prin

acest fapt se dorea împăcarea zeilor şi dovada credinţei absolute. Cercetătorii de la

Universitatea din München (Germania) au deshumat mumia unei femei, în vârstă

de 50 de ani, care a trăit la Teba (Egipt), aproximativ între anii 1065-740 î.Chr.

Mumia prezenta urme de amputaţie şi chiar o proteză din lemn a degetului mare

de la piciorul drept. Ca dovadă sunt fragmentele de piele petrecute peste degetul-

proteză ce-i fusese ataşat. Se pare că femeia suferise de o cangrenă, ceea ce

făcuse necesară amputarea degetului şi înlocuirea lui cu unul de lemn.

Conceptul protezelor se naşte odată cu dorinţa omenirii pentru integritatea fizică,

cu dezvoltarea conceptelor estetice. Protezele au fost inventate pentru funcţionalitate,

dar mai ales pentru nevoia psihospirituală a oamenilor de a fi întregi, sănătoşi.

Principiile care stau la baza creării protezelor nu s-au schimbat de la realizarea

Combaterea uzurii cuplei bont-liner-socket, element esențial în menținerea confortului și calității vieții pacientului protezat

2

primei proteze, în Antichitate. Acestea erau foarte simple şi erau compuse dintr-o

cârjă, suporţi de lemn şi o cupă confecţionate din lemn sau piele. În timp acestea

au evoluat, luând forma unui picior de lemn cu scopul de a elibera mâinile.

„Singura cale de a descoperi limitele posibilului este de a le depăşi până la

imposibil.“ (Arthur C. Clarke) Peste 90% din toate amputaţiile efectuate au la

bază boala ischemică sau gangrena infecţioasă. La nivelul membrelor superioare,

amputaţia este determinată doar excepţional de leziuni ischemice, în schimb, la

nivelul membrelor inferioare, insuficienţa circulatorie este foarte frecventă, determinând

modificări ischemice severe, ce impun amputaţia. Din studii statistice legate de

amputaţii putem remarca: o incidenţă crescută a bărbaţilor raportat la femei (3:1),

numărul mare de bolnavi până în 60 de ani care suferă o amputaţie şi faptul că pro-

centajul cel mai ridicat al amputaţiilor „majore“ sunt cele de gambă şi mai ales coapsă.

Luarea deciziei cu privire la amputaţie este, de regulă, dificilă şi individualizată

în funcţie de caz şi luată numai după evaluarea completă a pacientului, ţinându-se

cont de boala de bază, stadiul bolii, starea fluxului arterial la nivelul extremităţii

afectate, vârsta pacientului, etc. Amputaţia unui membru este o operaţie care

trebuie efectuată de un chirurg cu experienţă, la curent cu progresele din tehnica

protezării şi recuperării amputatului. Posibilităţile de protezare actuale s-au

perfecţionat continuu, având ca bază principiile biomecanicii mersului.

Proteza, care devine parte integrantă a unui individ, necesită un bont acoperit

cu piele sănătoasă, bine vascularizată, total liberă de aderenţe, nedureroasă, cu

sensibilitate normală şi fără cicatrici vicioase. O musculatură bună poate realiza

un echilibru, în limitele normale, în mişcările bontului.

3

Capitolul 1 INTRODUCERE

1.1. Evoluţia conceptului de proteză şi protezare

Cele mai vechi documente privitoare la folosirea membrelor artificiale datează

din secolul V î.e.n. şi provin de la Herodot şi Aristophanes. Un progres real se remarcă

abia în secolul al XVI-lea, când armurierii realizau, pentru vremurile de atunci,

adevărate capodopere, compuse din mecanisme de prindere şi de răsucire, dotate

cu pârghii şi sisteme dinţate de frânare. După Primul Război Mondial, problema

protezării a devenit o necesitate stringentă, datorită numărului mare de invalizi, ceea

ce a impus un studiu şi o preocupare majoră pe plan mondial în realizarea unor

proteze eficiente. În această perioadă, în Anglia, apar pentru prima dată proteze

din aluminiu şi bronz construite de către meşterii instrumentişti. În Germania şi în

alte state, evoluţia a fost canalizată spre construcţia protezelor din piele, cu schelet

metalic şi articulaţie pentru genunchi şi gleznă. Începutul secolului al XX-lea aduce

în continuare noi îmbunătăţiri în ceea ce priveşte reducerea greutăţii protezelor.

Uzura protezelor articulare este cauza mişcării relative sub sarcină a suprafeţelor

articulare sau a suprafeţelor de la interfaţa componentelor modulare. Uzura înseamnă

material îndepărtat de pe suprafaţă şi este un proces mecanic, în sensul în care tensiunile

asociate procesului de distrugere a suprafeţei pot depăşi rezistenţa materialului

şi astfel apar particule de uzură. Uzura nu este o proprietate intrinsecă de material

ci, mai degrabă, o funcţie de sistem. Componentele unui sistem tribologic (tribosistem)

includ: suprafeţele de contact, lubrifiant, încărcare, viteze relative ale suprafeţelor

de contact, mişcare, rugozitatea suprafeţelor şi temperatura.

Din punct de vedere al mecanismelor de uzură, la protezele extrase de la

pacienţi s-au identificat şase mecanisme de uzură:

– uzură abrazivă;

– uzură abrazivă prin al treilea corp;

– uzură adezivă;

– uzură prin oboseală superficială;

– uzură de coroziune.

În procesul de uzură mecanismele menţionate se combină. Un bun exemplu ar fi

combinaţia uzură abrazivă – uzură prin oboseală superficială. Aceasta presupune


4

generarea unor rizuri prin abraziune, urmată apoi de desprinderea lor de suprafaţă

datorită oboselii.

1.2. Evoluţia cercetărilor medicale centrate pe sistemul bont-liner-socket

Sistemul „om amputat şi protezat“ este o entitate aparte în problematica socio-

economică actuală, deoarece ridică numeroase probleme legate de nevoia de asistenţă

a pacientului amputat şi capacitatea acestuia de reintegrare socio-economică. Comple-

xitatea sistemului „om amputat şi protezat“ nu se limitează doar la aspectele enumerate,

ci poate fi definită de multitudinea de factori care interacţionează de la amputare

până la atingerea stadiului de restant funcţional recuperat. Din momentul stabilirii

indicaţiei de amputaţie până la recuperarea restantului funcţional putem defini o mul-

titudine de domenii şi subdomenii care sunt obligate să acţioneze sumat pentru atingerea

obiectivului esenţial – îmbunătățirea vieţii pacientului şi a calităţii vieţii acestuia.

Domeniile de interdisciplinaritate, care conlucrează pentru recuperarea pacientului

amputat şi reintegrarea socio-economică a acestuia în viaţa de zi cu zi, sunt:

– medicina – se ocupă de diagnosticare şi realizarea amputaţiei;

– psihologia – acţionează asupra impactului psihologic major asupra pacien-

tului, care trebuie să se acomodeze şi să facă faţă senzaţiei de pierdere

a membrului amputat, să se adapteze pierderii funcţiei membrului amputat,

să se acomodeze cu noua imagine corporală și percepţia altor oameni;

– protezare ortezare – proiectează şi construieşte exoproteza care preia

o parte din sarcinile structurale, anatomice, estetice şi funcţionale

ale ţesuturilor şi organelor amputate;

– tribologia – studiază interfaţa bifazică dintre bont şi exoproteză, dar

şi cea dintre os şi ţesut muscular restant amputaţiei, prin prisma

fenomenelor de uzură şi frecare ce apar la nivelul acestor structuri;

– kinetoterapia – acţionează prin metode şi tehnici unice, individualizate

funcţie de starea generală a pacientului amputat, afecţiunile asociate

existente, sex, vârstă, stare de antrenament anterioară amputaţiei, dar

mai ales funcţie de restantul funcţional obţinut postoperator. Kinetoterapia

este singura soluţie în pregătirea bontului pentru protezare, pentru

reeducarea mersului cu şi fără proteză, ceea ce permite o reintegrare

socială asociată cu refacerea şi menţinerea calităţii vieţii pacientului;

– bioinstrumentaţia – domeniu care răspunde solicitărilor kinetoterapiei şi

proiectează instrumente care să permită evaluarea directă şi în timp

real a restantului funcţional.

Trebuie să recunoaştem că, până în prezent, cu toate progresele realizate în

domeniile industriale, nu s-a ajuns încă până acolo încât să se poată înlocui natura

printr-o creaţie tehnică, oricât de desăvârşită ar fi ea. Deşi interdisciplinaritatea


5

este implicită în procesul de recuperare a sistemului „om protezat“, fiecare domeniu

este dificil de abordat, deoarece sunt folosiți termeni specifici care fac dificilă

comunicarea între domenii. Dacă definim clasic tribologia ca ştiinţa care studiază

fenomenele fundamentale de frecare, uzare, ungere şi consecinţele acestora asupra

funcţionării corecte a unui ansamblu, trebuie să găsim corelaţii între termenii clari,

concreţi ai acesteia şi cei din medicină, unde procesele sunt mult mai complexe,

interacţiunile între sisteme foarte greu de separat, iar impactul psihologic este

omniprezent, dar şi extrem de subiectiv şi imposibil de obiectivat.

Dată fiind starea bifazică a celor două sisteme, nu putem să nu constatăm că

există între ele, ca o condiţie implicită, procese de uzură care sunt cauzate de frecare.

Fenomenele de frecare au loc la nivel os-mușchi, deci în interior, definind nivelul

microscopic, dar şi la nivel bont-socket definind fenomene de frecare exterioară

cu efecte vizibile la nivel macroscopic. Frecarea exterioară este considerată ca fiind

frecarea de la interfaţa dintre două suprafeţe, dintre care cel puţin una este solidă.

Frecarea interioară este consecinţa proceselor cinetice şi moleculare cu disipare

de energie. Materia vie se caracterizează printr-un proces continuu de uzare şi

refacere a protidelor protoplasmei prin cele două procese fundamentale: de sinteză

şi de degradare. Acest proces reprezintă metabolismul cu latura lui de anabolism

şi catabolism (asimilare şi dezasimilare) şi care se alătură proceselor tribologice.

Orice dezechilibru care se produce între acestea va duce la tulburări metabolice,

care se vor manifesta prin diferite uzuri cutanate şi nu numai. Din punct de vedere

tribologic, se consideră importante următoarele elemente: tipul contactului, mişcările,

viteza, frecvenţa şi numărul ciclurilor de lucru ale sistemului, sarcina şi presiunea

de contact, mediul lichid şi temperatura. Concluzionând, se poate preciza faptul

că în medicină întâlnim aspecte tribologice la nivel macroscopic şi microscopic.

6

Capitolul 2 STADIUL ACTUAL AL CERCETĂRILOR PRIVIND COMPLEXUL BONT-LINER SOCKET

2.1. Componentele biologice, biomecanice și tribologice ale sistemului bont-proteză

2.1.1 Tegumentul

Realizând corelaţii în sistemul „om protezat“, putem spune că primul nivel

macroscopic al bontului este tegumentul. Acesta reprezintă un organ de frontieră,

o barieră între lumea exterioară şi cea interioară, cea mai importantă protecţie a

organismului în faţa influenţelor externe negative. Îndeplineşte funcţia de organ

de contact, stabilind legătura cu exteriorul şi mediul înconjurător, înveleşte şi delimitează,

apără, dar realizează şi comunicarea corpului cu factorii mediului exterior. Tegumentul

asigură, în acelaşi timp, şi funcţia de homeostazie (echilibru interior), realizând

schimburi de substanţe cu mediul, dar şi funcţie imunologică, având o serie de

mecanisme de adaptare la mediu. Grosimea acestuia variază între 0,5 şi 5 mm.

Pentru a se proteja împotriva presiunii şi a frecării, tegumentul sănătos se

adaptează. Datorită diferitelor influenţe externe, tegumentul se poate îngroşa sau

subţia involuntar, sau poate fi supus la alte schimbări [Bac, 70].

Figura 2.1. Schema bloc a mecanismului presiune-os-

muşchi-cupă proteză.


7

Dacă osul restant nu este poziţionat corect în timpul operator şi va exercita presiune

pe un punct, va produce frecare între cele două faze şi implicit vor apărea durere

şi apoi leziuni vizibile macroscopic. Infecţiile sau iritaţiile pielii sunt dezvoltate,

de cele mai multe ori, în cazul în care această funcţie de protecţie este afectată.

În cazul purtătorilor de proteze sau orteze, funcţiile pielii pot fi influenţate negativ

ca urmare a presiunilor puternice apărute la interfaţa dintre bont şi proteză. Introducerea

unui liner siliconat la acest nivel sau utilizarea de socket-uri cu vacuum pot permite

scăderea acestor influenţe negative, dar acestea presupun costuri materiale ridicate.

O alternativă mai facilă şi mai ieftină o reprezintă efectuarea de exerciţii fizice

care să asigure obţinerea şi menţinerea unui tonus muscular adecvat.

2.1.2. Aparatul locomotor

Participant activ la evoluţia anatomică şi la realizarea unei forme normale a

corpului, aparatul locomotor dirijează întreaga activitate stato-dinamică de

postură de mişcare a organismului, în cele mai variate circumstanţe de solicitare.

Elementele componente ale aparatului locomotor sunt:

– scheletul (oasele), care conferă rezistenţă şi pârghii de acţiune muşchilor;

– articulaţiile care conferă posibilitatea mişcării pârghiilor;

– elementele dinamice: cinetice (muşchii), potenţiale (tendoane şi alte

structuri elastice).

Componentele sistemului osos

Scopul sistemului osos este:

– de a proteja organele interne;

– de a asigura elemente cinematice rigide;

– de a asigura suport pentru inserţia muşchilor;

– de a facilita acţiunea elementelor motoare în vederea asigurării mişcării

corpului.

Majoritatea oaselor corpului omenesc au forme şi dimensiuni diferite, ceea

ce demonstrează relaţia dintre aspectul exterior şi funcţiile care le revin [Berg,

05]. Osul ca organ izolat sau în ansamblul sistemului scheletic îndeplineşte o serie de

funcţii, din care o mare parte au semnificaţie biomecanică, iar altele au o

semnificaţie biologică propriu-zisă.

Funcţiile mecanice privesc rolul de susţinere, rezistenţă statică şi dinamică a

pârghiilor osoase în realizarea posturii şi mişcării, ca parte pasivă a aparatului

locomotor. Astfel:

a) funcţiile de susţinere şi protecţie sunt asigurate prin proprietăţile de

rezistenţă şi elasticitate ale structurilor osoase;

b) funcţiile de postură şi locomoţie sunt posibile datorită asamblării sub

formă de pârghii a oaselor lungi şi scurte. Acestea sunt conectate prin


8

articulaţii mobile, fiind puse în mişcare de dispozitivul motric neuro-

muscular generator de forţă, de lucru mecanic şi de mişcare.

Funcţiile biologice sunt relevante prin locul ocupat de sistemul osos în ansamblul

morfogenezei, evoluţiei filo- şi onto-genetice a organismului în general şi a aparatului

locomotor în special. Ortostatismul şi locomoţia, sub toate formele lor, determină

la nivelul osului, prin greutatea corpului şi prin jocul forţelor musculare (tonus şi

contracţie), o stare de tensiune sau de eforturi unitare [Bac, 77]. Către extremităţile

lor segmentele osoase sunt legate între ele prin părţi moi, participând astfel la

formarea articulaţiilor [Berg, 03].

2.2. Biomecanica și uzura complexului bont-proteză și a articulaţiei proximale

Mişcarea umană ia naştere prin acţiunea buclei gama și a unui permanent feed-

back postural şi muscular. Realizarea mişcării depinde de structura fiecărei articulaţii

în parte. Analizând parametrii structurali, putem spune că nici o articulaţie nu

este identică cu alta, fiecare având propria ei configuraţie şi potenţial de mişcare.

Această varietate funcţională şi structurală a articulaţiei dezvoltă modelele complexe

de mişcare. Biomecanica mişcării umane poate fi definită ca disciplina care descrie,

analizează şi evaluează mişcarea umană. Principiile fizice şi biologice care se aplică

sunt aceleaşi în toate cazurile, ceea ce se schimbă este doar specificul mişcării şi

nivelul de detaliu care se cere în privinţa performanţelor fiecărei mişcări. Orice evaluare

cantitativă a mişcării umane trebuie precedată de o fază de măsurare şi descriere şi

dacă este necesar un diagnostic mai amănunțit se realizează şi o analiză biomecanică.

În cazul evaluării persoanelor cu dizabilităţi locomotorii, relaţiile existente între

etapele mai sus menţionate pot fi reprezentate conform schemei:

Figura 2.2. Evaluarea pacienţilor protezaţi


9

2.3. Tribologia din perspectiva medicinii

Tribologia este știința care se ocupă cu relaţia existentă între suprafețele care

acționează reciproc, una asupra celeilalte, prin mișcări relative și ale aplicațiilor

care rezultă din acestea. Ea studiază fenomenele fundamentale de frecare, uzură,

ungere şi consecinţele acestora asupra funcţionării corecte a unui ansamblu. Importanța

științifică a tribologiei constă în aceea că prin această disciplină se tratează cele

mai importante fenomene ireversibile ale naturii, frecarea și uzura.

Din punct de vedere fizic, tribologia se ocupă cu fenomenele complexe

care apar la interfaţa a două corpuri cu mişcare relativă. Astfel, tribologia poate

fi caracterizată prin trei aspecte definitorii [Tud, 02]:

a) Aspectul economic poate fi estimat prin faptul că aproximativ 30%

din energia produsă este consumată prin frecare. Ca o consecinţă

directă a frecării este procesul de uzură, cu efecte asupra durabilităţii

şi funcţionalităţii sistemului bifazic, articulaţiei artificiale, etc.

b) Aspectul ştiinţific pune în evidenţă procese mecanice ireversibile în

timp cu efecte complexe de disipare a energiei în materiale solide

sau fluide.

c) Aspectul pluridisciplinar derivă din interacţiunea diferitelor procese

la nivelul micro şi macrocontactului şi-n prezenţa mişcării relative.

Rolul preponderent al cercetărilor tribologice este de a minimiza coeficientul de

frecare care trebuie întotdeauna corelat cu temperatura, viteza de mișcare, lubrifiantul,

textura şi calitatea suprafeţelor.

Prin prisma faptului că uzurile structurilor biologice sunt diferite de uzurile

clasice descrise în tribologie vom încerca să descriem câteva corelații între termenii

din medicină și cei din tribologie. Uzura în tribologie este definită ca „pierderea

progresivă de substanţă din zona de lucru a două suprafeţe cu mişcare relativă“

[Ant, 86]. Astfel, uzura structurilor biologice se realizează clasic prin pierdere de

material, purtând denumiri de: hipotrofie, atrofie sau apariția de leziuni (distrugere

de țesut muscular) dar în medicină, datorită faptului că ţesutul viu este capabil să

realizeze procese de reparare prin „producţie de material“ putem discuta de uzură

prin adăugare de material, numită hipertrofie.


10

2.3.1. Uzuri biologice

Uzura tegumentului este, la fel cu uzura ţesutului muscular, un proces complex

care, funcție de nivelul la care se produce uzura, poate fi:

2.3.1.1. Uzuri biologice prin adăugare de material

Datorită capacităţii de regenerare și reparare pe care o au structurile vii, care

se realizează prin formare de țesut nou (producere de material) putem defini

termenul de hipertrofie.

În acest caz, are loc creșterea volumului bontului determinată de:

– mărirea volumului celulelor constituente, numărul acestora

rămânând constant. Putem identifica diferite tipuri: hipertrofie

compensatorie care apare în cazul organelor, segmentelor pereche;

dacă în unul din segmente au apărut leziuni care au dus la dimi-

nuarea funcției acestuia, congenerul va prelua funcția segmentului

afectat, suferind în timp o mărire de volum. Ca o consecință a

preluării sarcinii de congener, apare și hipertrofia de hiperac-

Figura 2.3. Prezentare a posibilelor leziuni tegumentare


11

tivitate. Un alt tip de uzură prin creștere în volum, este dilataţia

sau pseudohipertrofia care apare la nivelul bontului prin staza

vasculară, insuficiența circulatorie venoasă și limfatică.

– creșterea numărului celulelor constituente prin multiplicarea

celulelor (diviziune) ceea ce duce la creșterea volumului seg-

mentului respectiv, purtând numele de hiperplazie. Aceasta poate fi

adaptativă – organismul încercând să compenseze pierderea de

material prin formare sau hiperplazia inflamatorie, în cazul

inflamațiilor cronice și este caracterizată prin multiplicarea

celulelor implicate în procesul inflamator. Acest proces poate fi

diagnosticat prin depistarea unor noduli (structuri) de diferite

dimensiuni, bine conturate utilizând tehnici de explorare invazive și

neinvazive, directe sau indirecte.

2.3.1.2. Uzuri biologice prin pierdere de material

Conceptul de tribo-sistem consideră că uzarea este un parametru principal.

Importanţa procesului de uzare este dependentă de funcţiile tribo-sistemului.

Pentru analiza proceselor de uzare, se consideră un tribosistem format din:

(1) primul element al cuplei

(2) al doilea element al cuplei;

(3) volumul de material la interfaţa de contact.

În funcţie de cantitatea de material care se pierde, uzura se clasifică în :

– uzură medie → hipotrofie musculară

– uzură severă → atrofie musculară

Figura 2.4. Cicatrici hiperplazice


12

2.3.1.3. Uzură fiziologică prin modificarea patologică a valorilor parametrilor

funcționali ai fibrelor musculare

În construcţia automatismelor senzitivo-motorii ce stau la baza activităţii motrice

coordonate, mecanismele proprioceptive au un rol esenţial. Ele condiţionează în

particular variaţiile tonusului muscular. Funcţia posturală a tonusului este dublă: a

menţine poziţia în picioare în ciuda gravitaţiei şi a menţine echilibrul în situaţia de

mişcare [Ber, 06]. Astfel, tonusul muscular poate fi definit ca „starea de semicontracţie

în care se găseşte un muşchi în repaus“. Tonusul muscular depinde de conexiunile

nervoase ale muşchilor cu nervii lor motori şi cu măduva spinării.

Activitatea tonică musculară se diferenţiază astfel:

– Tonusul de repaus – reprezintă contracţia musculară uşoară a muş-

chiului în repaus şi este determinat de activitatea reflexă medulară;

– Tonusul de postură – reprezintă contracţia musculară necesară

asigurării poziţiei corpului în raport cu capul; el este realizat prin

controlul superior la nivelul cerebelului, a nucleilor cenuşii,

neocortex şi a formaţiunii reticulare;

– Tonusul de atitudine – asigură contracţia musculară necesară menţinerii

într-o anumită poziţie a corpului şi a segmentelor sale faţă de

poziţia capului;

Figura 2.5. a) Sistem tribo-mecanic simplu [Suh, 86]

b) Sistem bont-proteză [Rot,13c]

Figura 2.6. Imagine atrofie musculară;

uzură prin pierdere de material


13

– Tonusul de comportament motor – în care controlul este asigurat la

nivelul complexului hipotalamus-rinecefal-cortex cerebral.

Tonusul muscular se poate modifica în sens patologic astfel: Hipotonia – reducerea

rezistentei la mișcări pasive și starea opusă, respectiv, Hipertonia – creșterea rezistenței

la întindere. Al doilea parametru pe care îl putem cuantifica este forța musculară pe

care o definim ca fiind tensiunea musculară generată într-un anumit timp şi la o

anumită viteză a contracţiei; unitatea de măsură în sistemul internațional de referință

fiind newtonul. Forţa musculară este influenţată de: diametrul de secţiune al muşchiului,

numărul de unităţi motorii în acţiune (la forţă maximă produsă sunt activate aprox.

75% din unitățile motorii), frecvenţa impulsurilor nervoase, concentrare nervoasă,

sincronizarea activităţii unităților motorii, mărimea unităților motorii. Al treilea

parametru, rezistenţa musculară, definește capacitatea de a susţine un efort la

parametrii calitativi inițiali, capacitatea muşchiului de a executa un exerciţiu sau de a

susţine o contracţie. Rezistența musculară depinde de: forţa musculară, valoarea

circulaţiei musculare, integritatea metabolismului muscular, motivaţia pacientului,

starea de excitaţie sau de inhibiţie corticală, starea generală (sănătate, boală).

Tabel 1. Indicatori ai procesului de uzură tribologică [Ant, 86]

Parametri urmăriți Tribologie Medicină

Cantitativi

Liniară → [μm] Suprafaţă bont

Volumetrică → [𝜇𝑚3] Volum bont

Gravimetrică → [mg] Distribuţia țesutului

muscular în socket

Energetică → [mJ] Temperatură tegument

Viteză de uzură

Liniară → [μm/h] Suprafață de contact

bont-socket

Volumetrică

→[ 𝜇𝑚3]/h]

Variație de volum

muscular

Energetică →[mW]

Transfer de căldură la

nivelul tegumentului-

liner-ului

2.4. Considerații teoretice privind modelarea matematică a complexului bont-proteză

Modelarea unui sistem este considerată un pas esenţial în cunoaşterea evoluţiei

restantului funcţional şi, în acelaşi timp, un posibil mod de a deduce comportamentul

viitor, necunoscut, al sistemului. Odată cu evoluţia informaticii şi a sistemelor electronice

de calcul digital, cercetarea medicală şi-a îndreptat tot mai mult atenţia spre perfec-


14

ţionarea unor modele matematice capabile să simuleze evoluţia unor structuri şi

procese biomedicale. Evoluţia individuală a pacienţilor, complexitatea morfo-

funcţională a ţesuturilor implicate, precum şi accesul dificil sau chiar imposibil la

nivelul acestora, restrânge mult posibilităţile de investigare directă a presiunilor implicate

în mod determinant în derularea unor procese fiziologice. Din acest motiv, modelarea

şi simularea biomecanicii proceselor ce au implicare în ortopedie reprezintă un domeniu

de cert interes în cercetarea medicală actuală.

În teza de doctorat cu titlul Combaterea uzurii cuplei bont-liner-socket, element

esențial în menținerea confortului și calității vieții pacientului protezat am abordat

problematica din punct de vedere tribologic la nivelul cuplei bont-liner-socket, și

diversele aspecte și consecinţe ale presiunilor care conduc în final la uzuri, stări

patologice tegumentare şi musculare care afectează în mod vizibil calitatea vieţii

pacienţilor. În literatura de specialitate, există foarte puţine lucrări, bine documentate,

în domeniul combaterii uzurii cuplei bont-liner-socket cu referire la influenţa acestui

element esenţial în menţinerea confortului şi a calităţii vieţii pacientului protezat.

În domeniu, majoritatea lucrărilor tratează doar presiunea la nivelul interfaței

bont-liner-socket și distribuția acestor presiuni fără să ţină cont de multitudinea

parametrilor fiziologici existenţi. Influența presiunii este considerată în general factorul

dominat pentru calitatea și confortul pacientului. Diversele aspecte sunt tratate punctual,

de obicei fără o privire de ansamblu asupra întregii problematici.

2.4.1. Descrierea modelului matematic asociat

complexului bont-proteză

Biomecanica interfeței dintre restantul funcțional și proteză constituie un

domeniu medical în care cercetarea prin modelare şi simulare numerică reprezintă

o soluţie pentru surprinderea şi investigarea unor aspecte biomecanice, tribologice cu

grad înalt de variabilitate intra- şi interindividuală. Prin intermediul simulărilor

se poate investiga sistemul biologic complex din punct de vedere morfo-funcţional.

Acesta, datorită variației dimensiunilor și structurii individuale restante, implicit

a forțelor de compresie în statică și dinamică, precum și a materialelor utilizate

în protezare, nu se pretează unor investigări directe, pentru fiecare pacient. Astfel,

cercetările pentru dezvoltarea unor instrumente de modelare şi simulare numerică

în domeniile medicale amintite pot sta la baza unor instrumente rapide de investigare

şi evaluare a distribuţiei forţelor care apar la interfața bont-exproteză, cu aplicaţii

clinice în planificarea individualizată a evaluării și tratamentului corespunzător

complicațiilor (reprezentând uzuri), respectiv a unor pierderi de tonus muscular

datorită repausului prelungit, a inactivității și/sau a unor denervări parțiale sau

totale, tulburări de circulații la nivelul restantului funcțional (edem, ischemie),

modificări de volum și masă musculară: atrofii, hipotrofii.

În încercarea de a înţelege mai bine tensiunile existente în structurile morfologice

ale bontului în statică și dinamică, s-au utilizat de-a lungul timpului diferite metode.

Modelarea tridimensională şi analiza cu elemente finite permit studiul unui număr


15

nelimitat de variante, create prin modificarea diverşilor parametri, fiecare modificare

ducând la obţinerea unui nou model, lucru ce nu ar fi posibil prin nici una din

metodele directe de investigare. În plus, avantajul major al acestei metode este

acela al posibilităţii de vizualizare a tensiunilor apărute la nivelul intern al structurilor.

Analiza cu elemente finite a fost dezvoltată iniţial pentru aproximarea structurilor

mecanice, în inginerie, pentru a reduce costurile legate de elaborarea unui produs.

Acestea răspund scopului principal al cercetării, de dezvoltare şi validare experimentală a

unui model analogic original şi a modelului numeric asociat acestuia, pentru investigarea

şi evaluarea forţelor și biomecanicii, prin simularea deplasării şi a distribuţiei

presiunilor la nivelul ansamblului bont-proteza supusă acţiunii unor forţe mecanice

unice sau asociate unui cuplu antirotaţional de forţe. Asociind o interpretare fizico-

medicală a parametrilor apăruți în descrierea modelului câmpului fazic, putem

studia impactul pe care îl poate avea curgerea sangvină din restantul funcțional

asupra complexului bont-proteză. Modelul propus, încearcă să definească o bază

teoretică, mecanică, pentru înțelegerea rolului greutății corporale în toate procesele

biologice, inclusiv structurarea și funcționarea restantului amputat. Considerarea

mai multor părți interconectate funcțional ale organismului care trebuie să se

supună la constrângeri, este bazată pe elaborarea cât mai corectă a unor „desene-

model“, efectuând apoi redesenarea întregului sistem ori de câte ori se schimbă

greutatea corpului. Mai mult, parametrii de măsurare prezenţi nu depind de multitudinea

detaliilor oferite de către desen, incluzând aici și structura de ramificare dacă

aceasta este fractală [Tur, 12c][Big, 99], [Tur, 02].

2.5. Evaluarea aparatului neuro-mio-artro-kinetic

2.5.1. Metode obiective

Definirea sistemului „om protezat“ reprezintă procesul de înregistrare-

strângere a datelor, identificarea problemelor, formularea ipotezelor şi luarea

deciziilor pentru intervenţii terapeutice [Pop, 98].

Evaluarea pacientului se face culegând date subiective și obiective, cum ar fi:

– Informaţiile subiective (anamnestice) se obţin prin interviul iniţial, și

conduc spre un diagnostic de probabilitate.

– Informaţiile obiective se obțin prin diverse teste și analize clinice şi

paraclinice. Procesul de analiză al datelor este a treia etapă în procesul

decizional și cuprinde: stabilirea diagnosticelor (de boală, funcţionale

şi al capacităţii de muncă), aprecierea restantului funcţional, evoluţiei

deficitului, stabilirea obiectivelor programului de recuperare, necesităţilor

de ortezare-protezare/obiectelor de ajutorare/modificarea mediului

ambiant. După analiza atentă a datelor obținute ajungem la concluzii


16

pertinente necesare în stabilirea programului de recuperare. Reevaluarea

datelor reprezintă feed-back-ul necesar funcţionării oricărui sistem și

devine punct de plecare pentru alcătuirea unui nou plan de recuperare.

Fenomenele de uzură apar prin pierderea funcției senzitive și se caracterizează

prin: amorțeli într-un teritoriu al bontului, diminuarea sau absența tuturor senzațiilor

într-o zonă, durere bine delimitate sau nu. Tulburările întâlnite la examinarea clinică

pot fi:

– Hipoestezia reprezintă diminuarea sensibilității cutanate la stimuli

specifici precum presiune, atingere ușoară, stimuli cald-rece;

– Hiperestezia reprezintă o percepție exagerată a stimulilor medii

cum ar fi atingerea ușoară sau mângâierea pielii;

– Anestezia reprezintă absența oricărei senzații cutanate;

– Hipoalgezia reprezintă pierderea percepției dureroase cum este senzația

de înțepătură cu un ac;

– Hiperalgezia reprezintă un răspuns exagerat la un stimul dureros.

Tulburările senzitive subclinice nu pot fi evidențiate prin examen obiectiv, însă

pot fi demonstrate prin studii de conducere la nivelul nervilor senzitivi sau prin

potențialele evocate somatice și senzitive cerebrale.

2.5.2. Metode indirecte de evaluare a bontului

Oboseala musculară este ușor de diagnosticat dacă se urmăreşte etapă cu

etapă, naşterea, conducerea și finalizarea impulsului nervos spre mușchi. La

nivelul sistemului nervos (SN) ne stau la dispoziție:

Teste de EEG care ne pun la dispoziție următoarele informații:

– forma ritmului undelor electrice, frecvența și amplitudinea lor în

repaus și la aplicarea diverşilor stimuli;

– viteza de reacție: timpul minim necesar unui mușchi pentru a răspunde

motric la o excitație (vizuală sau auditivă);

– teste psihomotrice (în special de atenție).

Ergografia ne pune la dispoziție următoarele informații: curba oboselii descendentă

și caracteristică, travaliu realizat de mușchi la solicitarea impusă, puterea mușchiului.

Condiţia fizică sau starea de antrenament poate fi apreciată prin evaluarea

forței musculare, evaluarea mobilității articulare. Cu cât limitele domeniului de

întindere şi de scurtare ale unui muşchi sunt mai distanţate, cu atât durerea

musculară apare mai greu şi muşchiul rezistă mai bine la solicitări și constrângeri, fără

să se producă uzură şi rupturi.

http://www.sfatulmedicului.ro/dictionar-medical/potentialelor-evocate-inregistrare-a_4614

http://www.sfatulmedicului.ro/dictionar-medical/somatic_2409


17

2.5.3. Metode de evaluare a parametrilor biomecanici

Parametrii biomecanici sunt: tonusul muscular, forța musculară, poziția

extremităților în repaos, rezistența musculară la întindere și mișcări pasive.

Pentru evaluarea rezistenței la mișcări pasive, pacientul este rugat să se relaxeze în

timp ce fiecare membru este examinat prin mișcarea pasivă, imprimându-i

întregul spectru de mișcări fiziologice de care este capabil cu viteze diferite.

Tabel 2. Evaluarea forței musculare în sistem 0−5

Testarea are loc

din poziţii care

elimină acţiunea

gravitaţiei ca forţă

externă a mişcării

Forţa musculară 0 = absenţa contracţiei

Forţa musculară 1 = contracţie vizibilă fără mişcare

Forţa musculară 2 = contracţie cu deplasare pe toată

amplitudinea de mişcare, negravitaţional

Testarea are loc

din poziţii care

lasă gravitaţia să

acţioneze ca forţă

externă a mişcării

Forţa musculară 3 = contracţie cu deplasare pe toată

amplitudinea de mişcare, antigravitaţional posibilă

Forţa musculară 4 = mişcare gravitaţională şi

antigravitaţională posibilă la contrarezistenţă

Forţa musculară 5 = mişcare cu deplasare în parametri de

forţă normală

2.5.4. Evaluarea parametrilor termici și optici

Metodele de explorare a parametrilor termici şi optici ai bontului sunt:

Termografia care culege informaţii despre parametri funcţionali dependenţi de

temperatură: circulaţia sanguină şi metabolism. Reografia realizează explorarea

vasculară prin măsurarea puls-volumului ceea ce permite evaluarea evoluției

bontului în strânsă corelație cu circulația vasculară din restantul amputat. Metoda

reografică se bazează pe măsurarea într-un teritoriu oarecare a variațiilor de

conductibilitate electrică, produse sincron cu unda pulsului, la injectarea unui

curent electric alternativ de înaltă frecvență și intensitate mică - 0,3 mA (inofensiv

pentru pacient). Metoda este utilizată cu succes dând informații asupra umplerii

sistolice vasculare și despre starea pereților vasculari (tonus, elasticitate).


18

2.6. Concluzii privind stadiul actual în domeniul combaterii uzurii cuplei bont-liner socket

– În literatura de specialitate, există foarte puţine lucrări bine documentate, în

domeniul combaterii uzurii cuplei bont-liner-socket cu referire la

influenţa acestui element esenţial în menţinerea confortului şi a calităţii

vieţii pacientului protezat.

– În lume numărul de persoane care au nevoie de proteze este foarte mare și nu

există estimări că acest număr ar putea sa scadă. Omul amputat este o

problemă pentru societate dar și pentru el însuși.

– Există o ofertă largă de proteze dar costurile acestora sunt foarte mari.

– În acest moment construcția protezelor provizorii și a celei definitive se

realizează empiric. Se bazează pe feed-back-ul primit de la pacient; hărți

de presiune ale cuplei bont proteză obținute cu ajutorul unui indigou introdus

între bont și cupă.

– Monitorizarea amputaților externați, precum şi complicațiile apărute în

timp la aceşti bolnavi este greu realizabilă datorită în primul rând

neprezentării bolnavilor la controalele periodice sau adresării lor în alte

servicii de specialitate.

– Protezarea unui pacient amputat presupune o muncă de echipă pluridisci-

plinară care necesită un limbaj comun.

– „Omul protezat“ este considerat o „cuplă“ sau un sistem bifazic alcătuit din

bont (restant funcțional) și cupa protezei. În realitate acest sistem este

mult mai complex și este influențat de mai multe variabile care țin de

unicitatea materiei vii.

– Ținând cont de toate afirmațiile de mai sus s-a conturat nevoia de a studia și

construi o metoda de evaluare a cuplei bont proteză care să permită:

– obținerea contactului optim al protezei definitive cu bontul;

– luarea de măsuri în timp util;

– luarea de decizii terapeutice pentru a prezerva contactul optim obținut și

pentru prelungirea vieții protezei.

19

Capitolul 3 CONTRIBUȚII TEORETICE PRIVIND MODELAREA ȘI SIMULAREA BIOMECANICII COMPLEXULUI BONT-LINER-SOCKET

3.1. Obiectivele studiului cercetării

Progresul tehnologic continuu din ultimele decenii şi mai ales din ultimii ani

a avut şi are un impact incontestabil asupra medicinii. Inițierea prezentei teze de

doctorat se datorează importanței temei abordate și anume sistemul „om amputat

şi protezat“. Analiza acestei probleme a condus la necesitatea studierii în amănunt

a modificărilor ce au loc la interfața bont-liner-socket. In vederea realizării acestui

studiu una din primele cerințe de care trebuie să ținem cont este analiza calităţii

vieţii pacientului. Această analiză, este deosebit de utilă în evaluarea efectelor fizice,

psihice şi sociale ale amputației pentru a determina nevoile pacientului legat de

suportul psihic, fizic şi social. Ţinând cont de aceste aspecte, s-au conturat obiectivele

generale şi cele punctuale ale tezei de doctorat, după cum urmează:

1. Realizarea unui studiu complex în ceea ce priveşte stadiul actual al

cercetării în domeniul protezării prin identificarea principiilor şi metodelor de

protezare şi a biomaterialelor folosite în aplicaţii medicale;

2. Studierea biomecanicii aparatului locomotor;

3. Studiul biotribologic al complexului bont-liner-socket;

4. Studierea biomecanicii aparatului locomotor şi în special a

problematicilor ce pot apare la nivelul contactului bifazic;

5. Evaluarea și măsurarea bontului protezabil în vederea protezării

temporare și definitive optime;

6. Modelarea CAD, matematică, simularea teoretică folosind metoda

elementelor finite a complexului bont-liner–socket în vederea identificării

punctelor de presiune maximă ce pot apare la nivelul interfeței bifazice;

7. Analiza şi predicția forţelor, momentelor şi presiunilor observate la

interfaţa proteză-ţesut;


20

8. Modelarea și simularea apariției și evoluției cicatricei, mecanism

biologic de uzură prin adăugare de material;

9. Realizarea unei interfaţe grafice utilizată pentru estimarea presiunii în

sistemul bont-socket;

10. Utilizarea datelor experimentale obţinute în studiul uzurii la nivelul

protezei și elaborarea unui algoritm de analiză. Pentru atingerea obiectivelor

stabilite s-a construit un chestionar, propriu, care analizează percepţia

pacienților care au fost protezați asupra calității vieții lor;

11. Realizarea unor corelații statistice între teorie și experimentul

kinetoterapeutic;

12. Sistematizarea unor metode și tehnici de recuperare a pacientului amputat.

Realizarea acestor obiective atestă faptul că această teză de doctorat este o

lucrare interdisciplinară, aflată la frontiera dintre inginerie mecanică, inginerei

electrică, modelare și simulare matematică precum şi medicină. Obţinerea

datelor experimentale în stare brută, a impus găsirea de noi metode de evaluare a

fenomenelor studiate şi evidenţiate în urma studiului teoretic.

3.2. Aplicații și contribuții proprii privind studiul teoretic al complexului bont-liner-socket

Biomecanica ansamblului bont-proteză şi cea a interacțiunii bifazice dintre os

și mușchi dar și a bontului cu proteza, constituie un domeniu medical în care cercetarea

prin modelare şi simulare numerică reprezintă o soluţie pentru surprinderea şi

investigarea unor aspecte cu grad înalt de variabilitate intra- şi inter-individuală.

Prin intermediul simulărilor prezentate în [Rot 12c] se poate investiga sistemul

biologic complex morfo-funcţional al restantului amputat care, datorită variației

dimensiunilor și structurii individuale, implicit a forțelor de compresie (în timpul

efortului) precum și a materialelor utilizate în protezare, nu se pretează unor

investigații directe.

Cercetările pentru dezvoltarea unor instrumente de modelare şi simulare

numerică în domeniile medicale amintite mai sus, pot sta la baza definirii unor

instrumente rapide de investigare şi evaluare, în timp real, a distribuţiei forţelor

ce apar la interfața bont-cupa protezei, cu aplicaţii clinice în realizarea și

planificarea individualizată a tratamentului kinetoterapic corespunzător

modificărilor patologice care apar în timp, respectiv: edem, atrofii, hipertrofii,

pierderi de tonus și forță musculară,etc. Modelarea tridimensională şi analiza cu

elemente finite permite studiul unui număr nelimitat de variante, create prin

modificarea diverşilor parametri, fiecare modificare ducând la obţinerea unui nou

model, lucru ce nu ar fi posibil în nici una din metodele directe de investigare [Rot

12b]. În plus, avantajul major al acestei metode este acela al posibilităţii de

vizualizare în timp real a tensiunilor apărute la nivelul intern al structurilor.


21

Cercetările au la bază metode dintre cele mai simple sau dintre cele mai

complexe, care necesită resurse materiale minime, sau dimpotrivă dintre cele

mai costisitoare. În vederea determinării forţelor de acțiune din ansamblul bont-

proteză s-au parcurs două etape:

1) reducerea forţelor interioare (forţele musculare, din tendoane şi de

contact între suprafeţele osoase) la o singură forţă ce reprezintă

rezultanta tuturor forţelor interioare;

2) scrierea şi rezolvarea analitică a ecuaţiilor de echilibru dinamic

pentru fiecare fază de suport a piciorului pe sol în vederea deter-

minării parametrilor caracteristici modelării statice şi dinamice a

sistemului anatomic bont-proteză.

Modelarea CAD a structurilor anatomice şi a elementelor de protezare s-a realizat

utilizând tehnici convenţionale disponibile în mediul CAD SolidWorks 2008 și

CosmosWorks2008. Astfel, pentru evaluarea stărilor de tensiune, deformaţie şi

contact induse în interfaţa bont-cupa-proteză, ambele ansambluri (cel existent şi cel

proiectat) au fost supuse analizei numerice cu elemente finite, în aceleaşi condiţii

de solicitare. Considerarea mai multor părți ale organismului, interconectate funcțional

care trebuie să se supună la constrângeri, este bazată pe elaborarea cât mai corectă

a unor ”desene-model”, efectuând apoi redesenarea întregului sistem ori de câte

ori se schimbă greutatea corpului. Mai mult, parametrii de măsurare simulați nu

depind de multitudinea detaliilor oferite de către desen, incluzând aici și structura

de ramificare dacă aceasta este fractală. [Rot, 13d]

Acest studiu a implicat evidențierea și sumarea forțelor și a presiunilor, ce

acționează asupra bontului și protezei. Cu toate acestea, secționarea femurului la

nivelul diafizei determină reducerea rezistenței țesutului la solicitare, acesta acționând

ca un corp ce împinge într-o arie redusă cu o presiune crescută. Efectul acestui

rezultat poate determina creșterea riscului de apariție a leziunilor nervoase la nivel

muscular, neoxigenării corespunzătoare a țesuturilor învecinate și astfel producerea

scăderii tonusului forței și a masei musculare sau chiar necroze parțiale [Rot, 12a].

Originea acestor fenomene pentru un complex bont-proteză ideal sunt mărimi finite

şi reprezintă efectul interacțiunii dintre cupa protezei şi masa musculară. Afişarea

rezultatelor obţinute a fost realizată cromatic, pe scală de culori și alfa-numeric,

dar interpretarea acestor date, s-a bazat pe cunoaşterea intimităţii fenomenelor

fizice obţinute în urma analizei, a teoriilor de rezistenţă a materialelor (tensiuni

von Mises, temperatură) care fundamentează obţinerea unor rezultate corecte şi

pertinente [Tur, 12c] [Rot, 13e]. În [Rot, 13a], am modelat prin prisma tonusului

muscular, contracția musculară ciclică realizată în dinamică. Am utilizat un sistem

de ecuații diferențiale și folosind mediul de programare Matlab, am efectuat mai

multe simulări pentru diferite valori ale parametrilor biologici asociați sistemului

dinamic. Variabilele sistemului luate în calcul au fost raportul forță-viteză de mișcare,

elasticitatea musculară prin capacitatea de scurtare a mușchilor corespunzătoare

modificării lungimii punților de actină și miozină din mușchi. Din punct de vedere

biomecanic, realizarea acestui model matematic și verificarea în MATLAB este


22

utilă în estimarea parametrilor cinetici ai sistemului mobil și ajustarea lor în timp

real în practica medicală.

Uzarea este un proces prin care materialul suferă pierderi sau câștiguri prin

modificarea suprafeței inițiale. Cicatricile keloide influențează în mod direct contactul

dintre bont și cupa protezei ducând la apariția de puncte de presiune crescute. Marea

majoritate a modelelor matematice care studiază interacțiunea dintre bont-socket

sunt formulate în termeni de ecuații diferențiale. Noi propunem un model matematic

cu parametru mic pentru a simula procesul de dezvoltare de cicatrici, care este capabil

să descrie comportamentele emergente care apar în timpul acestui proces [Tur, 13b].

Modelarea și simularea formării de cicatrici keloide pot oferi perspective valoroase

în analiza și predicția presiunilor dezvoltate la interfața cicatrice-socket. Simularea

în MATLAB2009 oferă date privind creșterea celulelor, divizare și transformarea lor.

O reprezentare grafică a keloidului poate evidenția diferențele care apar în evoluția

celulelor proliferante.

În [Rot, 13c], am dezvoltat o interfață grafică, care permite calcularea ratelor de

transfer la nivelul sistemului bont-socket. O metodă de a obține starea de recuperare

și echilibru este de a dezvolta un model matematic pentru a reduce timpul de evaluare

și predicție. Analiza presiunilor și a vitezei de contracție musculară pot fi descrise

cu ajutorul unui model matematic hiperbolic, care deschide noi căi de alegere

optimă a ratelor de transfer specifice. O alegere optimă a metodei de recuperare

oferă mai multe șanse de a menține și de a îmbunătăți calitatea vieții pacientului

după amputare. O alegere greșită a metodei de recuperare sau a tipului de proteză

poate determina schimbări majore în poziția și orientarea articulațiilor piciorului

și poate cauza o tensiune la nivelul bontului. Datele experimentale colectate de

senzorii de presiune folosiți pot fi utilizate pentru a analiza forțele, momentele care

pot schimba rata de încărcare sau dacă a fost atins un contact optim. Odată ce țesuturile

sunt distruse, practic nu mai este posibilă utilizarea protezei. Pentru a evita acest

lucru, protezele trebuie să fie proiectate în așa fel încât zonele sensibile ale membrului

amputat să suporte o presiune mai mică la nivelul bontului.

3.3. Contribuții proprii în proiectarea 3D și analiza cu elemente finite a complexului bont-proteză

Modelul propus redă evoluţia interfeţei proteză-restant funcțional, încor-

porând cea mai mare parte a fazelor în ecuaţia de mişcare a interfeţei la nivelul celor

două suprafețe. Viteza generării uzurii, ca dezvoltare a întrepătrunderii, se obţine,

în situaţia dată, numai dacă o sursă de anizotropie (energie interfacială) este prezentă

în timpul creşteri volumetrice [Black,99]. Aceste viteze se înscriu mai frecvent într-

un spectru de valori discrete decât într-unul continuu, ceea ce confirmă rolul

important al anizotropiei. Această tratare este cunoscută, în general, sub


23

denumirea de „teoria solvabilităţii microscopice“. Considerăm astfel modelul

definit de următoarele ecuații diferențiale [Tur, 12b]:

𝜕𝑈

𝜕𝑡 = D𝛻2U +

1

2 𝜕𝜑

𝜕𝑦 (3.1)

𝐴2 n 𝜕𝜑

𝜕𝑡 = 𝛻 𝐴2 n 𝛻𝜑 + 𝑦′ 𝜑 − 𝜆𝑈𝑃′ 𝜑 +

+𝜕

𝜕𝑡 𝛻𝜑

2𝐴 n

𝜕𝐴 n

𝜕𝜑𝑋 +

𝜕

𝜕𝑦 𝛻𝜑

2𝐴 n

𝜕𝐴 n

𝜑𝑦 (3.2)

Unde:

U=𝐶𝑃 𝑇−𝑇𝑀

𝐿, CP reprezintă căldura specifică, L – căldura latentă,𝑇𝑀 – temperatura suprafeței de contact. Parametrul de ordine 𝜑

, asociat contactului bont-proteză, îl definim astfel încât:

• 𝜑 = 1 reprezintă faza solidă (proteză);

• 𝜑 = 0 reprezintă contactul la nivelul interfaţei;

• 𝜑 = -1 reprezintă masa musculară.

Comportarea modelului în afara frontierei definită prin 𝜑 trebuie să

descrie problema Stefan cât mai bine posibil, iar uzura să fie minimă. Pentru

aceasta impunem condiţia 𝑊0 ≪ α

𝑉𝑐 unde

α

𝑉𝑐 reprezintă aria suprafeței de

contact, 𝑉𝑐 reprezintă viteza caracteristică a frontierei definită de 𝜑 la nivelul

restantului funcțional.

3.3.1. Construirea reţelei prin metoda elementelor finite

Analiza prin element finit utilizează un număr foarte mare de ecuaţii, care se

bazează pe câteva principii relativ simple:

– modelarea obiectului;

– definirea parametrilor materialelor şi a contactelor;

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

– aplicarea constrângerilor şi încărcărilor asupra obiectului;

– definirea tipurilor de contact;

– rezolvarea sistemelor de ecuaţii obţinute în urma modelării matematice;

– afişarea rezultatelor simulării.

Modelarea se poate efectua cu ajutorul programelor de modelare a

elementului finit sau în alte programe de modelare 3D, cum ar fi: Rhinoceros,

AutoCad, Algor, Cathia, 3DstudioMax, etc.

Un proces MEF (Metoda Elemetelor Finite) presupune parcurgerea

următoarelor etape:

– preprocesarea;

– modelarea obiectelor;

– meshing-ul;

– definirea proprietăţilor de material, a încărcăturilor şi a

constrângerilor;


24

– analiza propriu-zisă;

– postprocesare.

3.3.2. Modelarea 3D a complexului bont-proteză

Modelarea 3D a complexului bont-proteză presupune parcurgerea a trei

etape principale:

– realizarea femurului, reconstrucție după o explorare imagistică de

tip CT;

– construirea bontului propriu-zis ce include și țesutul osos;

– integrarea ansamblului bont-exoproteză.

În realitate, la partea inferioară, contactul dintre bont și proteză este inexistent,

aspect de care se ține cont și în modelarea realizată, pentru ca simularea ulterioară

să fie cât mai realistă. Totuși, având în vedere că este un model ideal, se poate renunța

la unele detalii, precum cicatricile rezultate în urma intervenției chirurgicale, ce vor

fi tratate într-un subcapitol ulterior. S-a avut în vedere și faptul că la majoritatea

amputaților, bontul are un aspect cilindro-conic. Analiza solicitării se realizează folosind

metoda cu elemente finite, care este potrivită analizei structurilor biologice, deoarece

ne permite o modelare mai uşoară a unor domenii ce au o diversitate mare de

materiale şi o structură geometrică complexă. Discretizarea suprafeței bontului

Figura 3.1. Modelarea 3D a femurului

Figura 3.2. Modelarea 3D a bontului (cu evidențierea capului femural)


25

se realizează folosind softul COSMOSWorks 2008. Modelul discretizat este

format din 60323 noduri şi 40431 elemente, mărimea fiecărui element fiind de

0,85 cm, cu o toleranţă de 4*10-2

cm.

3.3.2.1. Definirea proprietăţilor de material, a încărcăturilor şi a restricțiilor

Materialele folosite la analiză, cu parametrii caracteristici, sunt trecute într-o

bibliotecă, de unde sunt accesate. În cazul de faţă, pentru simulare utilizăm cele

trei tipuri de materiale necesare: țesut muscular (pentru definirea bontului), os

(pentru definirea proprietăților femurului) şi aliaj de titan (pentru definirea

proprietăților cupei exoprotezei).

Materialele supuse analizei au următoarele caracteristici tribologice selectate

din biblioteca aplicației COSMOSWorks 2008:

Tabel 1. Proprietăți fizice ale materialelor

Pentru o mai bună înțelegere a proceselor ce au loc la interfața bont-

proteză, s-au realizat trei studii.

Materialul Modulul de

Elasticitate (GPa) Constanta lui Poisson

Rezistenţa la

compresiune (Mpa)

Os 220 0,40 551

Țesut

Muscular 0,0002 0,39 414

Aliaj Ti 220 0,39 550

Figura 3.3. Definirea materialelor

asociate modelului studiat


26

3.3.2.2. Studiul comportării complexului bont-proteză la aplicarea restricțiilor

la nivelul capului femural

Acest studiu implică aplicarea constrângerilor (punctelor de sprijin) la nivelul

capului femural. Astfel putem simula tensiunile ce apar la nivelul bontului și protezei

ca urmare a forțelor de reacțiune din partea solului. Presiunile aplicate au avut valori

şi orientări diferite. Acestea au fost alese plecând de la literatura de specialitate,

conform cărora [Li, 07] la nivelul șoldului se pot înregistra presiuni funcţionale

de până la 15000 N/m2 (pentru o greutate corporala de 70 kg). În acest studiu am

ales această valoare ca fiind limita fiziologică superioară, la care modificările

sunt fiziologice şi reversibile, în cazul aplicării verticale. Scopul studiului este

vizualizarea efectelor ce apar pe toată suprafața de contact dintre bont și proteză,

ştiut fiind faptul că frecare poate induce tensiuni ce depăşesc capacitatea de răspuns

a materialelor şi produc uzură la nivel epitelial.

Figura 3.4. Simularea aplicării forţelor

(indicate prin săgețile de culoare roșie) şi

al restricțiilor (indicate prin zone de

culoare verde)

Figura 3.5. Simularea forței de reacțiune în

momentul contactului protezei cu solul, din

timpul locomoției

Figura 3.6.a. Simularea tensiunilor von-Mises la nivelul feței interne a coapsei.

b. Simularea tensiunilor von-Mises la nivelul feței externe a coapsei


27

Se observă că, în timpul locomoției, fața internă a coapsei este mai puțin solicitată

decât fața externă, exercitarea tensiunilor maxime (1,5*10^7 N/m2) realizându-se

circumferențial, cu precădere la nivelul circumferinței inferioare de contact a bontului

cu proteza, precum și la nivelul circumferinței superioare dar cu semnificație mai redusă.

Existența pernei de aer dintre bont (inferior) și proteză, reduce la maxim

interacțiunea dintre cele două interfețe, la acest nivel neexistând riscurile

asociate forțelor de frecare ce acționează asupra tegumentului. Totuși, presiunea

crescută în vecinătatea superioară a acestui spațiu poate determina ștrangularea

vaselor, în special a capilarelor arteriale, reducerea capacității de oxigenare a

sângelui și în final moartea celulară ce are ca rezultat necrozarea.

La nivelul contactului proteză-bont se generează tensiuni suficient de ridicate,

astfel încât, în situații de efort prelungit pot conduce la eroziuni tegumentare la acest

nivel. Cel mai important însă este faptul că la nivelul femurului, țesutul este afectat

într-o măsură și mai mare, în principal la nivelul epifizei. Cu toate acestea, secționarea

femurului la nivelul diafizei determină reducerea rezistenței țesutului la solicitare,

acesta acționând ca un corp ce împinge într-o arie redusă cu o presiune crescută.

Efectul acestui rezultat poate determina creșterea riscului denervărilor musculare,

neoxigenării corespunzătoare a țesuturilor învecinate, și astfel scăderea tonusului

muscular, atrofieri sau chiar necroze parțiale [Rot 12a].

Figura 3.7. Simularea apariției tensiunilor Von-Mises la

exteriorul protezei (se observă deviația protezei față de

axul vertical al bontului)

Figura 3.8. Secțiune la nivelul ansamblului bont-

proteză cu evidențierea influenței țesutului osos


28

Mai mult, femurul acționează ca un factor de compresie suplimentară asupra

țesutului muscular, care în combinație cu factorul de compresie cauzat de proteză

crește nivelul solicitărilor ce apar la nivel tegumentar de-a lungul femurului.

3.3.3. Studiul comportării complexului bont-proteză la

aplicarea restricțiilor la nivelul tijei protezei

Acest studiu implică aplicarea constrângerilor (puctelor de sprijin) la nivelul

tijei protezei (Figura 3.16). Astfel, putem simula tensiunile ce apar ca urmare a

forțelor de apăsare ale corpului asupra bontului și protezei.

Prin comparație cu studiul anterior, se observă că presiunile generate de corp

asupra bontului și protezei determină solicitarea suplimentară a ariei posterioare a

acestora (Figura 3.18). Fața anterioară a coapsei este mai puțin solicitată decât

fața posterioară. Tensiunile maxime ce apar în acest studiu sunt ușor scăzute față

de cele din studiul anterior (1,43*106 față de 1,5*10

7 N/m

2).

Figura 3.9. Simularea aplicării forţelor (indicate prin

săgețile de culoare roșie) şi a restricțiilor (indicate

prin zone de culoare verde)

Figura 3.10. Tensiuni von-Mises – vedere generală fără sprijin. Simularea

tensiunilor von-Mises la nivelul feței externe a coapsei cu sprijin.


29

3.3.4. Studiul comportării complexului bont-proteză

la sumarea forțelor și presiunilor la nivelul capului

femural și al tijei protezei

Acest studiu implică sumarea forțelor și presiunilor din studiile precedente, ce acțio-

nează asupra bontului și protezei, constrângerile fiind localizate, ca și în cazul studiului

comportării complexului bont-proteză la aplicarea constrângerilor la nivelul

capului femural.

Figura 3.11. Simularea tensiunilor von-Mises la exteriorul protezei (se

observă deviația protezei față de axul vertical al bontului)

Figura 3.12. Secțiune la nivelul ansamblului bont-proteză cu

evidențierea influenței țesutului osos

Figura 3.13. Simularea aplicării forţelor (indicate prin săgețile de culoare roșie)

şi al restricțiilor (indicate prin zone de culoare verde)


30

Deformarea prezintă o caracteristică cumulată, direcția de deformare realizându-se

postero-intern. Concluziile acestui studiu unifică rezultatele primelor două studii

realizate, necesitatea explicării rezultatelor obținute fiind redată în tabelul următor.

Tabel 2. Caracteristici de tensiune și deformare corespunzător parametrilor utilizați

Nr.

Studiu

Presiuni aplicate

[N/m2]

Poziția

restricțiilor

Tensiunea

maxima [N/m2]

Deformare

/orientare [mm]

1

15000

(perpendicular pe

suprafață)

cap femural 1.32*109

1.182 /spre

interior

2 15000 (axial) tija protezei 4.43*108

7.799 /spre

posterior)

3 17500 (cumulate) cap femural 1.68*109

1.394 /cumulat

postero-intern

3.4. Contribuții personale privind modelarea și simularea apariției și evoluției cicatricei, mecanism biologic de uzare prin adăugare de material

În condiţii normale, celulele corpului uman cresc, se divid şi se reînlocuiesc în mod

ordonat, de o manieră controlată. Dacă însă procesul scapă de sub control, celulele

pot creşte prea repede fără nici o ordonare sau ordine şi dezvoltă un volum numit

tumoare (Roo, 07], [Mah, 10], [War, 97], [Pai, 03], [War, 97], [War, 99]). În

cazul nostru volumul apărut în mod patologic, va fi denumit cicatrice cheloidă,

proces tribologic de uzură prin adăugare de material. Putem avea şi situaţia când

celulele mor prea repede, cu un ritm prea accelerat ca să poată fi înlocuite şi

atunci apare o situaţie de degradare a ţesuturilor.

3.4.1. Modelul Sheratt-Chaplain

Sheratt şi Chaplain au formulat un model matematic pentru un model

unidimensional în domeniul spaţial [She, 01]. Modelul ia în considerare trei

stări posibile ale celulelor, în termeni de densitate: proliferare p(x,t), pasive

(statice) q(x,t) şi necrotice n(x,t).


31

Se presupune că cele două tipuri de celule au o mobilitate egală care

depinde de mişcarea celor două tipuri de celule: 𝜕

𝜕𝑥

𝑝

𝑝+𝑞

𝜕(𝑝+𝑞)

𝜕𝑥 și respectiv

𝜕

𝜕𝑥

𝑝

𝑝+𝑞

𝜕(𝑝+𝑞)

𝜕𝑥 .

Numărul celulelor proliferative au o limită de înmulţire, determinată de

numărul total de populaţii celulare şi depind de numărul celulelor care devin

pasive la o viteză care se corelează cu concentraţia nutrientului c(x,t). Ca urmare

se poate scrie setul de ecuaţii [She, 01]:

𝑑𝑝

𝑑𝑡=

𝜕

𝜕𝑥

𝑝

𝑝+𝑞

𝜕(𝑝+𝑞)

𝜕𝑥 + 𝑔 𝑐 𝑝 1 − 𝑝 − 𝑞 − 𝑛 − 𝑓 𝑐 𝑝

𝑑𝑞

𝑑𝑡=

𝜕

𝜕𝑥

𝑝

𝑝+𝑞

𝜕(𝑝+𝑞)

𝜕𝑥 + 𝑓 𝑐 𝑝 − 𝑕 𝑐 𝑞

𝑑𝑛

𝑑𝑡= 𝑕 𝑐 𝑞

3.4.2. Modelul de difuzie în matrici de ţesuturi (scaffold)

O abordare curentă în ingineria ţesuturilor este folosirea unui precursor

tridimensional similar unui ţesut din celule numit matrice (scaffold) pentru

creşterea de ţesut (densitate de celule localizate spaţial şi temporal) ([Dun, 06],

[Lan, 07], [Kim, 04], [Jeo, 12]).

Pentru a estima cantitativ rolul distribuţiei iniţiale asupra transportului

intern datorită difuziei sau non-difuziei (poate fi considerat şi un model mixt) se

poate utiliza un model matematic care simulează creşterea densităţii celulelor ca

funcţie de parametri considerați şi timp [Dun, 06]. Una din ipotezele cele mai

utilizate la modelarea creşterii ţesuturilor folosind matrici este cea a limitării

creşterii numărului acestora. Se presupune că viteza de consum metabolic al

moleculelor care limitează creşterea ţesutului este proporţională cu densitatea

locală a celulelor, iar viteza de asimilare specifică este proporţională cu concentraţia

locală de molecule.

Figura 3.14. Modelul creşterii cicatricei

cheloide [Rot, 14]


32

3.4.3. Model matematic al keloid-ului, uzare prin

adăugare de material

Deşi există un interes ridicat pentru modelarea, prevenirea, tratamentul şi

chirurgia cicatricelor de tip cheloid, practic doar în ultimii 2-3 ani au fost

propuse modele de către un singur grup de cercetători ([Bia, 10a], [Bia, 10b],

[Bia, 11a], [Bia, 11b]). Una din principalele motivaţii a lipsei unor modele a

fost lipsa unei teorii noi, diferite de cea a dezvoltării tumorilor, aplicabile la

aceste modele. În 2006, Bellomo a propus modelul teoriei kinetice pentru

particule active. ([Bel, 06], [Bel, 08]).

Modelul clasic de vindecare este compus din următoarele faze:

1) hemostază (unii autori nu consideră că aceasta este o fază);

2) inflamare;

3) proliferare;

4) remodelare.

Deşi fazele au părţi care se suprapun şi interacţionează între ele, aceste faze sunt

suficient de bine delimitate şi conturate în funcţionalitate pentru a fi considerate

separat. Fiecare fază a procesului de vindecare este constituită din procese complexe

formate din interacţiuni dintre celule şi mediatori chimici și fiziologici care conduc

aceste procese. După lezarea tegumentului, au loc un set de evenimente chimice care

conduc după un anumit plan la refacerea ţesutului afectat.

Tabelul 3. Interacţiunile și ratele de transfer asociate modelului [Bia, 10a].

Subsistem Interacţiuni NFc AV KFc Mc ISc

NFc Proliferat

Distructiv

Tranzitorii

Conservativ

2

-

AV Proliferat

Distructiv

Tranzitorii

-

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 40000

2

4

6

8

10

12

14x 10

6

distance from center in m

cell/

cm

3

Figura 3.15. Densitatea celulelor

după aproximativ 10 zile, distanţa de la

centru către frontiera matricii


33

Conservativ

KFc Proliferat

Distructiv

Tranzitorii

Conservativ

-2

2

-2

Mc Proliferat

Distructiv

-

ISc Proliferat

Distructiv

i

i

2i

-2i

i

i

Vom folosi următoarele notaţii:

α este rata de eterogenitate KFc;

β – rata de proliferare KFc;

βi – rata de proliferare ISc;

δ – rata de distrugere pentru AV şi Mc prin ISc;

δi – rata de distrugere pentru ISc prin AV şi Mc;

γ – rata de mutaţie NFc în KFc;

– rata de mutaţie KFc în Mc;

– factor de scală.

Bazat pe interacţiunile dintre subsisteme se formează un sistem de cinci

ecuaţii integro-diferenţiale [Bia, 10a].

),(),()],(),([

),(),()],(),([

,),(),(),(),(

),(),(),()1(

),,(),(),(

),(),(),(),(

),(),()1(),(

),(),(),(),(

),(),()],(),([

,),(),(),(

5

0

3

2

0

42

5

0

3

2

0

424

0

2

2

4

0

23

4

0

5

0

24

1

0

2

0

1

0

23

0

53

2

3

0

2

2

0

13

0

12

0

12

2

0

5

0

512

1

0

2

0

11

utfduutufduutfutfu

utfduutfduutfutff

duutfutfduutfutf

utfduutfduutff

utfduutfduutf

duutfutfduutfutf

utfduutfduutff

duutfutfduutfutf

duutfduutfduutfutff

duutfduutfduutff

i

it

t

t

t

t


34

Simulările sunt efectuate după o lezare a tegumentului (apariţia unei răni)

când numărul AV este egal cu numărul ISc al sistemului imunitar. Se atinge un

nivel santinelă care semnalează organismului că a apărut o rană.

3.5. Concluzii privind modelarea și simularea biomecanicii complexului bont-liner-socket

– Un obiectiv de actualitate în cercetarea teoretică şi practică a reprezentat-o

analiza sistemului bont-liner-socket din punct de vedere mecanic cu

feedback-ul efectului medical și implicaţiile asupra calităţii vieţii

pacientului amputat.

– În domeniu, majoritatea lucrărilor tratează doar presiunea la nivelul

interfaței bont-liner-socket și distribuția acestor presiuni fără să ţină cont

de multitudinea parametrilor fiziologici existenţi. Influența presiunii este

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 200

0.5

1

1.5

2

2.5

3

3.5

4

4.5

t

n i

NFc

AV

ISc

0

1

2

3

0

5

10

15

200

5

10

15

20

25

30

ut

AV

Figura 3.16. Densitatea NFc, AV şi

Isc pentru i =0.35 şi t[0, 20] Figura 3.17. Funcţia de distribuţie AV

pentru i =0.35 şi t[0, 20 ], [Rot, 14]

0

0.5

1

1.5

2

2.5

3

0

5

10

15

20

0

50

100

150

200

250

300

350

ut

Mc

0

0.5

1

1.5

2

2.5

3

0

5

10

15

20

0

10

20

30

40

50

60

70

80

ut

KF

c

Figura 3.18. Funcţia de distribuţie Mc

pentru i =0.35 şi t[0, 20], [Rot, 14] Figura 3.19. Funcţia de distribuţie KFc

pentru i =0.35 şi t[0, 20], [Rot, 14]


35

considerată în general factorul dominat pentru calitatea și confortul

pacientului.

– Diversele aspecte sunt tratate punctual, fără o privire de ansamblu asupra

întregii problematici. Prin uitilizarea aplicațiilor SolidWorks,

CosmosWorksn2008 am analizat interacțiunile existente la nivelul

sistemului complex bont-liner socket.

– Modelarea tridimensională şi analiza cu elemente finite a sistemului bont

cupa proteza permite studiul unui număr nelimitat de variante, create

prin modificarea diverşilor parametri, fiecare modificare ducând la

obţinerea unui nou model, lucru ce nu ar fi posibil în nici una din

metodele directe de investigare.

– Pornind de la metode de analiză cunoscute şi propunând o metodă nouă

(bazată pe modelarea și simularea apariției și evoluției cicatricei –

mecanism biologic de uzare prin adăugare de material) am încercat:

– să îmbunătăţesc designul protezei adaptate pentru un pacient;

–să propun o metodă care poate identifica și prezice zonele cu uzură;

– ajutorarea kinetoterapeuților în luarea unor decizii terapeutice optime.

– Modelarea bontului a presupus integrarea țesutului muscular cu țesutul

osos și socketul protezei. Pentru realizarea acestui obiectiv s-a construit

coapsa astfel încât o porțiune din femur (capul femural) să iasă în

evidență, operațiune necesară pentru a reuși aplicarea constrângerilor la

acest nivel.

– Având în vedere că este un model ideal, am renunțat la unele detalii,

precum cicatricile rezultate în urma intervenției chirurgicale pe care le-

am analizat din punct de vedere teoretic ca uzuri prin adăugare (cicatrici

keloide).

– Studiul implică evidențierea și sumarea forțelor și a presiunilor, ce

acționează asupra bontului și a protezei.

36

Capitolul 4 Corelații între rezultatele experimentale și datele obținute în urma modelării și simulării evoluției complexului bont-liner-socket

4.1. Echipamente experimentale pentru evaluarea și măsurarea bontului protezabil în vederea protezării.

4.1.1. Etapele măsurătorilor posturale

Evaluarea echilibrului s-a realizat printr-o serie de măsurători posturale cu

ajutorul unei platforme podometrice și s-au analizat parametrii care intervin în menţinerea

echilibrului prin intermediul unei interfeţe grafice. Postura se caracterizează printr-o

oscilaţie permanentă, care deplasează proiecţia centrului de gravitaţie pe sol. Când

axul corpului variază cu mai puţin de 40 în raport cu verticala, se declanşează mecanisme

corectoare sub forma reacţiilor posturale anticipate, tonice (reflexe miotatice). Peste 40

apar reflexe de echilibrare dinamică (reacţii de balans, reflexe de deplasare sau păşire

laterală). Aceste reacţii adaptative corespund celor două forme de echilibru: static

şi dinamic [Sor, 04]. Controlul posturii umane este un proces automat şi involuntar,

multisenzorial, în care sistemul nervos integrează diverse informaţii aferente. Funcţia

sistemului nervos este estimarea orientării segmentelor corporale unul faţă de altul şi

faţă de mediul înconjurător; coordonează sistemul scheletic şi muscular pentru a

putea menţine sau obţine poziţia dorită în spaţiu, denumită stabilitate posturală [Zam,

06]. În vederea asigurării echilibrului, la nivelul sistemului nervos converg informaţii

vestibulare, proprioceptive şi vizuale.

Importanţa acestui sistem în cadrul măsurătorilor este pusă în evidenţă prin

efectuarea testelor cu ochii deschişi, când informaţiile vizuale sunt cele care ajută

în principal la menţinerea echilibrului. Dacă măsurătorile ar fi efectuate cu ochii închişi,

în prim plan se află informaţiile vestibulare şi somato-senzoriale. Tripla aferentație a

sistemului vestibular este atât de eficientă încât permite menţinerea posturii chiar

şi atunci când unul din cele trei canale informaţionale este întrerupt. În aceste condiţii


37

sunt necesare, desigur, perioade de adaptare a căror durată variază în timp. Asigurarea

poziţiei corpului este influenţată de o serie de factori cu ajutorul cărora se vor iden-

tifica tulburările echilibrului, în coordonarea posturii şi deficienţelor stabilităţii.

4.1.2. Descrierea echipamentului utilizat în măsurătorile

posturale

Postura este analizată utilizând o platformă specială care furnizează traseul

oscilant realizat de către centrul de presiune în timp [Sbe, 08]. Astfel, măsurarea

COP este o tehnică simplă, noninvazivă, utilizată frecvent în medicină pentru stabilirea

diagnosticului. Sistemul utilizat este compus din următoarele componente:

– o platformă de echilibru;

– sistem de achiziţie a semnalului;

– soft de prelucrare a semnalelor culese.

În cadrul studiului am utilizat platforma unui podometru Postural Equa, produsă

de Elettronica Pagani, destinat diagnosticului şi terapiei echilibrului. Platforma pe

care este urcat pacientul pentru investigaţii are o dimensiune de 50×50 cm. Această

platformă evidențiază oscilaţiile corporale ale subiecţilor aflaţi în poziţie verticală pe

echipament prin analiza COG şi COP, înregistrate cu ajutorul unor senzori aflaţi

în platformă. Astfel, platforma de echilibru permite prin cei trei senzori măsurarea

presiunii exercitată în cele trei puncte şi transformarea acesteia în semnal electric. Cei

trei senzori sunt de tip marcă tensiometrică.

Sistemul de achiziţie este cel pus la dispoziţie de sistemul BIOPAC MP 100,

utilizându-se intrările analogice ale acestuia corespunzătoare celor trei senzori.

Un parametru important al studiului îl reprezintă definirea timpului alocat

măsurătorii, care va influenţa toate aspectele neuro-musculare ulterioare. Pentru

fiecare test, am propus ca timp optim o durată de 10 secunde.

Achiziţia şi prelucrarea primară a fost realizată cu softul AcqKnowledge a

sistemului BIOPAC. Sistemul Biopac MP 100 include o componentă hardware de

achiziţie a datelor, cu amplificatoare încorporate, pentru semnalele electrice provenite

de la platforma podometrică. Semnalele de la cei trei senzori cu amplitudine mică sunt

amplificate, filtrate pentru a îndepărta artefactele şi zgomotele, iar în final sunt convertite

Figura 4.1. Exemplu de platformă

podometrică utilizată în experiment


38

prin salvare într-o forma .TXT, care poate fi uşor importată de softul de analiză.

Parametrii de achiziţie au fost: timp de culegere 10 secunde, rata de eşantionare 300.

Stabilometria ne conferă informații despre capacitatea pacientului de a-și păstra poziția

de echilibru în cadrul poligonului de susținere. Aparatul efectuează determinări care

nu pot fi realizate cu alte mijloace, privind măsurarea echilibrului şi a presiunilor

exercitată de membrele inferioare în statică și dinamică asupra solului. Se testează

percepţia proprie a simţului echilibrului, controlul poziţiei ortostatice, siguranţa mişcărilor

corporale, abilitatea menţinerii echilibrului, capacitatea de corecţie a devierilor.

4.1.3. Echipamentul experimental folosit în culegerea

directă a datelor clinice

În aplicaţiile practice realizate în controlul ansamblului proteză-ţesut, de cele mai

multe ori, informaţiile brute primite de la senzorii montaţi pe socket-ul de interfaţă

bifazică trebuie prelucrate şi prezentate grafic sub o formă accesibilă medicului sau

tehnicianului pentru a putea lua decizii cantitative şi calitative în vederea proiectării,

realizării sau modificării unei proteze. În literatura de specialitate, de cele mai multe

ori, se realizează o interfaţă grafică generală, care poate fi furnizată de producătorul

de reţea de senzori, de exemplu F-Socket System [Tek], sau interfeţe dedicate

care sunt utilizate de o aplicaţie specifică ([Yal, 10], [Bro, 96]).

Figura 4.2. Traductor forţă-torsiune de seria JR3 E [JR3, 13]

Figura 4.3. F-Socket sensor 9811E

[Tek] Figura 4.4. Interlink Electronics

FSR-402


39

Traductorul FlexiForce este util în astfel de aplicaţii de măsurare a presiunilor

pe diferite zone ale bontului. Dacă se alocă 16 senzori distribuiţi sub forma unui

caroiaj la nivelul bontului, culegerea informaţiilor şi prelucrarea lor va da o imagine

a hărţii de presiuni utilă în kinetoterapia bontului. De notat că pachetele de 8 sau 16

senzori au un preţ mai redus decât dacă ar fi achiziţionaţi individual.

Pentru realizarea protezei optime şi evaluare se vor utiliza tehnici digitale care

urmăresc evaluarea repartiției centrului de greutate și stabilometria. Corecția centrului

de greutate se face prin două metode – metode unghiulare, ce modifică unghiurile

elementelor de legătură ale protezei prin reglarea șuruburilor la piesele de legătură cu

element piramidal de prindere cu patru fețe sau prin scurtarea / înălțarea tijei

protezei până când pacientul este echilibrat. Tot cu ajutorul plăcii de forță se poate

evalua repartiția presiunilor la nivelul labei piciorului artificial și dacă sprijinul se

face preponderent anterior, posterior, lateral sau medial.

Figura 4.5. Traductor FlexiForce , domeniu 0-440 N, PS-03 (Interlink Electronics)

Figura 4.6. Un exemplu de amplasarea a benzilor de senzori de

presiune SSR (6 x 10 SSR-sensors, MedilogicTM)

Figura 4.7. Un exemplu de amplasare al benzilor de senzori la nivelul protezei


40

4.2. Interpretarea analizelor experimentale ale momentelor şi presiunilor evidențiate la nivelul interfaţei cupă-bont

O analiză pertinentă a biomecanicii membrului rezidual şi a protezării membrului

rezidual inferior este descrisă în [Pit, 10]. Termenii de analiză a mişcării şi analiză a

poziţiei se referă la o colecţie de instrumente hardware şi software care colectează,

procesează şi analizează parametrii cinematici şi dinamici ai procesului locomotor

[Pit, 10]. Desigur, ca orice tehnologie are performanţe şi limitări. Câteva din

elementele acestor analize utile în protezare le prezentăm în cele ce urmează.

Figura 4.8. Modelul corpului rigid pentru membru inferior-coapsă. Fk – Forţă

genunchi (x,y reprezintă direcţia), Mk – momentul de la nivelul genunchiului, Fh – forţă

şold (x,y reprezintă direcţia), Mh – momentul de la nivelul şoldului [Bau, 06].

Figura 4.9. Modelul corpului rigid pentru membru inferior-picior. Fa – Forţă

gleznă (x,y reprezintă direcţia), Ma – momentul de la nivelul gleznei, Fg – forţă sol

(x,y reprezintă direcţia), Mg – momentul de la nivelul solului [Bau, 06].


41

Corpurile libere pot fi considerate sisteme aflate într-un echilibru dinamic,

unde toate forţele care acţionează asupra corpului sunt egale în desfășurarea

acţiunii şi în opoziţie cu reacțiunile datorate forţelor inerţiale (Principiul lui

D’Alembert, Legea a doua a lui Newton – F=ma care include factori cum ar fi

vectorii de inerţie). Ecuaţiile echilibrului dinamic în două dimensiuni sunt

descrise analitic prin următoarele ecuații [You, 12]:

𝐹𝑥 −𝑚𝑎𝑥 = 0

𝐹𝑦 −𝑚𝑎𝑦 = 0

𝑇𝐺 − 𝐼 = 0

Sumele forţelor reprezintă suma vectorilor care acţionează asupra corpului în

planul vertical şi orizontal. Acceleraţiile maselor sunt notate cu max şi respectiv may

după cele două direcții de deplasare. TG reprezintă momentele de torsiune în raport

cu centru de greutate iar I produsul momentelor de inerţie ale corpului în raport cu

centrul de greutate şi acceleraţia unghiulară [Sus, 99].

Forţele şi momentele pe segmentul coapsă pot fi modelate de setul de ecuații:

𝐹𝑡𝑥 −𝑚𝑡𝑎𝑡 = 0

𝐹𝑕𝑥 − 𝐹𝑘𝑥 = 𝑚𝑡𝑎𝑡𝑥

𝐹𝑡𝑦 −𝑚𝑡𝑎𝑡𝑦 = 0

𝐹𝑕𝑦 − 𝐹𝑘𝑦 −𝑊𝑡 = 𝑚𝑡𝑎𝑡𝑦

𝑇𝑡 − 𝐼𝑡𝜃𝑡 = 0

𝐼𝑡𝜃𝑡 + 𝑀𝑘 −𝑀𝐻 = 0

𝑀𝑘 −𝑀𝑕 = −𝐼𝑡𝜃𝑡 Forţele şi momentele pe segmentul gambă:

𝐹𝑠𝑥 −𝑚𝑠𝑎𝑠𝑥 = 0

𝐹𝑘𝑥 − 𝐹𝑎𝑥 = 𝑚𝑠𝑎𝑠𝑥

𝐹𝑠𝑦 −𝑚𝑠𝑎𝑠𝑦 = 0

𝑊𝑠 + 𝐹𝑎𝑦 + 𝐹𝑘𝑦−= 𝑚𝑠𝑎𝑠𝑦

𝑇𝑠 − 𝐼𝑠𝜃𝑠 = 0

𝐼𝑠𝜃𝑠 + 𝑀𝑎 −𝑀𝑘 = 0

Figura 4.10. Modelul corpului rigid pentru membru inferior-gambă. Fa – Forţă gleznă (x,y

reprezintă direcţia), Ma – momentul de la nivelul gleznei, Fk – forţă genunchi (x,y reprezintă

direcţia), Mk – momentul de la nivelul genunchiului [Bau, 06].


42

𝑀𝑎 −𝑀𝑘 = −𝐼𝑠𝜃𝑠 Forţele şi momentele pe segmentul picior:

𝐹𝑓𝑥 −𝑚𝑥𝑓𝑎𝑓𝑥 = 0

𝐹𝑔𝑕 − 𝐹𝑎𝑥 = 𝑚𝑓𝑎𝑓𝑥

𝐹𝑔𝑦 −𝑚𝑓𝑎𝑓𝑦 = 0

𝑊𝑔 −𝑊𝑓 − 𝐹𝑎𝑦 = 𝑚𝑓𝑎𝑓𝑦

𝑇𝑓 − 𝐼𝑓𝜃𝑓 = 0

𝐼𝑓𝜃𝑓 + 𝑀𝑔 −𝑀𝑎 = 0

𝑀𝑔 −𝑀𝑎 = −𝐼𝑓𝜃𝑓 Integrarea sistemului endoscheletal în proiectarea unui picior artificial prezintă

un grad ridicat de acuratețe şi siguranţă. Aceasta metodă este utilizată pe scară largă

în industria exoprotezelor. Fiecare componentă din acest sistem poate fi înlocuită uşor

sau pot fi ataşate şi alte componente fără a schimba esenţial proiectarea întregii

proteze. În acest fel, proteza poate fi mai uşor adaptabilă profilului şi cerinţelor

pacientului, deschizând calea spre protezele adaptive cu un preţ de cost acceptabil

în cele mai multe cazuri.

4.3. Analiza presiunilor la nivelul sistemului bont-socket

Contactul optim al socket-ului protezei cu restantul funcțional este un proces critic,

deoarece o potrivire greşită sau cu deficienţe poate cauza ulceraţii, rănirea adâncă a

ţesuturilor, vasoconstricție punctiformă care să producă necroza muşchilor sub tegument

sănătos sau chiar apariţia de cicatrici keloidale în membrul rezidual. Potrivirea socket-

ului protezei depinde şi de abilitatea celui care construieşte proteza dar şi de informaţiile

despre distribuţia presiunilor în socket [San, 97]. În final, confortul pacientului

depinde în mod clar şi de acest aspect, adică de modul de distribuție a presiunilor de

la nivelul interfaţei socket-ţesut ([Dill, 01], [San, 97]). Presiunea punctiformă care apare

la contactul tegumentului cu suprafaţa internă a socketului reprezintă indicatori

esenţial pentru adaptarea foarte bună a protezei, confortului pacientului precum şi sarcina

(forţele şi momentele) pe care le poate suporta membrul protezat. Simularea grafică

a interfeței presiunilor are o importanţă deosebită în realizarea unei proteze

confortabile pentru o persoana cu amputaţie la nivelului membrului inferior.

Identificarea pattern-urilor de presiune şi a forţelor de forfecare prezintă un

interes deosebit, studiul lor conducând la proiectarea unei proteze cu o toleranţă

acceptabilă în raport cu distribuţia de presiuni, momente şi forţe de la nivelul

bontului pentru a obține un grad ridicat de confort al pacientului. Majoritatea

studiilor măsoară nivelul presiunilor şi distribuţia în socket pentru diferite situaţii,

poziţii şi încărcări apoi încearcă să stabilească o relaţie între aceste presiunii şi

gradul de confort. Proteza trebuie aliniată conform standardelor clinice şi tehnicilor


43

dinamice de proiectare și realizare a protezelor. Realizarea unei proteze optime se

face în etape succesive. După o aliniere preliminară, „neutră“, în câteva sesiuni

secundare, pacientul ajunge să se acomodeze cu proteza şi se fac astfel ajustări

minore. Zona de testare a sistemului om-protezat a fost urcarea de scări, timp de

20s, pentru fiecare ciclu de mişcare. Suprafaţa de lucru a fost de 502.6 m.

Presiunile aplicate traductoarelor sunt prezentate ca fiind opuse presiunilor aplicate

membrului rezidual. Dacă nu există alunecare între socket-ul membrului rezidual,

tensiunile aplicate traductoarelor de presiune (socket-ului) sunt egale ca mărime dar în

opoziţie cu cele aplicate membrului rezidual. Dacă există alunecare la nivelul interfeţei,

traductorii măsoară tensiunea de fricţiune între membrul rezidual şi socket-ul protezei.

Datele culese au fost postprocesate pentru identificarea zonelor cu punctele în

care forţele care acţionează asupra bontului creează presiunea cea mai ridicată.

Datele postprocesate au fost transformate în sistemul de coordonate care are ca

referinţă socket-ul (Figura 4.11).

Figura 4.11. Convenţia de coordonate pentru forţele de

forfecare. FHf – forţa orizontală de forfecare, FVf – forţa

verticală de forfecare, FR – forţa rezultantă de forfecare, Fra –

forţa rezultantă de forfecare unghiulară [San, 97].

Figura 4.12. Valori maxime ale presiuni la nivelul interfaţei, subiect S1

Figura 4.13. Predicții ale distribuțiilor de presiune produse de sistemul trifazic os-

țesut muscular-tegument-exoproteza, subiect S2


44

4.4. Managementul volumului restantului funcțional

Evaluarea volumului şi dimensiunile membrului rezidual sunt esenţiale în

proiectarea şi realizarea unei proteze de calitate care să asigure un confort optim

pacientului. În acest domeniu există o largă colecţie de articole care tratează

această problemă ([San, 11], [Bro, 96], [Joh, 98], [Yal, 10]).

Bontul se uzează în timp din punct de vedere al: volumului în sensul creșterii –

edem și în sensul scăderii – atrofie. Evaluarea uzurii în timp, a suprafețelor de

contact aparținând cuplei bont-exoproteză, precum și implicațiile tribologice privind

durabilitatea exoprotezei și afectarea bontului este imperios necesară. Aceste uzuri

apar prin modificări ale vascularizației (nutriției) țesuturilor. Toate aceste

modificări au ca rezultat final un contact imperfect dintre bont şi exoproteză.

Problemele sunt mai dificile mai ales pentru un bont nestabilizat (este vorba despre

o perioadă mai mică de 12 luni de la amputare) existând posibilitatea ridicată de

apariție a endemelor şi atrofiilor musculare în aşa numita perioadă post-amputare

(post-operatorie). Controlul endemelor are o importanţă foarte mare pentru persoanele

cu afecţiuni cardiace periferice cu afectare directă datorită întârzierii în

cicatrizarea post-operatorie. Schimbările în volumul bontului au diferite cauze şi

fiecare din acestea pot influenţa mai mult sau mai puţin fixarea socketului şi

funcționalitatea acestuia: edeme generalizate post-operație rezultate din actul

chirurgical şi/sau răni ale bontului; atrofieri post operație ale muşchiului; colectări

punctuale post-operatorii de fluide bine delimitate faţă de endemele generalizate

şi activitatea muşchilor din membrul rezidual (bont).

Figura 4.14. Interfață grafică pentru calculul

volumului membrului rezidual folosind

împărţirea pe zone


45

4.5. Estimarea forţelor, momentelor forţei transaxiale şi optimizarea contactului bont-socket

În timpul deplasării (ciclu de mişcare), la interfaţa dintre proteză şi membrul

amputat sunt dezvoltate forţe şi momente cinetice în lanţul cinematic de la

contactul protezei cu solul şi respectiv membrul amputat. Modelul matematic

general care translatează aceste forţe de la nivelul solului la nivelul amputării este

prezentat în cele ce urmează [Ste, 02]. Cele mai importante forţe de încărcare sunt

forţele longitudinale şi momentul în planul sagital. Combinarea datelor

cinematice şi a celor kinetice fac posibilă translatarea forţelor şi momentelor la

interfaţa de contact cu solul la nivelul de contact proteză-membru amputat şi pe

alte nivele de exemplu în planul distal.

În cele ce urmează vom descrie un model simplificat al forţelor care

acţionează asupra unei proteze. Abordarea este utilă în contextul înţelegerii

mecanismului şi pentru alte situaţii, şi anume în cazul nostru când amputarea s-a

produs deasupra genunchiului.

Figura 4.15. Schema funcțională a platformei de măsurare a forţelor [Ste, 02]

Figura 4.16. Schema de măsurare cinematică a forţelor este situată

în centrul optimal de analiză al mişcării [Ste, 02]


46

Condiţiile de experiment (încărcare) la care lucrează o componentă supusă unor

forţe este un punct cheie în proiectarea mecanismului care utilizează această componentă

şi are un rol determinant în funcţionarea în condiţii optime a întregului ansamblu.

Proiectarea unei proteze implică o bună cunoaştere a forţelor care acţionează asupra

bontului. Această analiză ajută la predicţia forţelor şi momentelor care acţionează

asupra protezei și bontului şi conduce prin analiză cu programe de calculator la realizarea

unei proteze cu un comportament optimal care asigură un confort și o utilizare în

dinamică mai puţin stresantă. Estimarea gradului de confort dar și cel al efortului

prestat poate utiliza o scală Borg adaptată pentru scopul propus. Scala Borg este

utilizată pentru estimarea efortului în timpul unui test sau activitate sportivă pentru

a evalua intensitatea antrenamentului sau competiţiei. O utilitate a scalei Borg

este şi pentru prescrierea/dirijarea efortului la vârstnici.

Tabel 1. Scala Borg de efort

Scala Borg de efort

Efortul cel mai uşor posibil 6

Foarte, foarte uşor 7

Foarte uşor 9

10

11

12

Oarecum greu 13

14

Greu 15

16

Foarte Greu 17

Figura 4.17. Forţe translatate de la nivelul bontului la nivel trans-femural

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100-150

-100

-50

0

50

100

150

% din ciclu de miscare

Mom

ent [

Nm]

M"x

M"y

M"z

Figura 4.18. Momente translatate de la nivelul bontului la nivel trans-femural


47

Cel mai greu posibil 18

19

20

Scala Borg (Borg scale sau RPE = rate of perceived exertion) reprezintă un

instrument valid şi demn de încredere de evaluare subiectivă a intensităţii efortului

şi poate fi folosită atât când se lucrează individual cât şi când se lucrează în grup.

Pentru ca scala Borg să dea rezultate, este necesar ca persoanele cu care lucrăm să

fie bine familiarizate cu ea şi să dorească să fie sincere în apreciere; adică nici să

nu braveze, minimalizând „semnalele” trimise de organism, dar nici să exagereze,

indicând o intensitatea mai mare decât cea sugerată de propriu-i corp.

4.6. Construcția unei interfaţe grafice pentru estimarea parametrilor sistemului bont-socket

4.6.1. Interfaţă grafică pentru vizualizarea şi procesarea

semnalelor experimentale

În această secţiune este prezentat programul propriu propus și interfeţele

grafice utilizate la calcularea diferiţilor parametrii folosind datele obţinute de la

traductorii de presiune montaţi pe interfaţa proteză-ţesut.

Figura 4.19. Schema bloc a interfeţei software cu meniurile grafice


48

Figura 4.20. Modulul date

personale (MP) Figura 4.21. Modulul Forțe și Momente

Figura 4.22. Reprezentarea grafică

a forţei rezultante în direcţia Z Figura 4.23. Reprezentarea grafică a forţei

rezultante în direcţia Z (în imagine, timpul

este deplasat cu 2100 ms, repornit de la 0)

Figura 4.24. Forţa în direcţia Z (în

imagine, timpul este deplasat cu 2100 ms,

repornit de la 0) şi ciclul de mişcări [Rot,

13c]

Figura 4.25. Reprezentarea grafică

a forţei rezultante în direcţia Y

Figura 4.26. Forţa în direcţia Y

şi ciclul de mişcări aferent Figura 4.27. Statistica pentru ciclul de

mişcare asociat


49

4.6.2. Interfaţă grafică pentru obiectivarea hărţii de

presiuni

Pentru măsurarea presiunii din interiorul cupei, a fost folosit sistemul

Tekscan F-socket, care utilizează același hardware și software-ul ca F-Scanare în

sistemul de măsurare a presiunii de reactie a solului. Acest sistem este alcătuit de

doi senzori plasați anterior și latero- posterior cupei protezei, unul pe fiecare parte.

Una dintre principalele ipoteze ale studiului este că traductorul face posibil să se

examineze relația dintre forțele și momentele în pilonul protezei și presiunile

exercitate asupra bontului de amputație în interiorul socketului.

În studiul efectuat pentru măsurarea presiunii s-a utilizat un traductor

Tekscan ce poate fi folosit cu ușurință într-un cadru clinic. Tekscan F-socket,

folosește o matrice de 96 rezistori forță de detectare (FSR), care este utilizat

pentru multiple locații în socket.

Modelul matematic creat corelează efectele de presiune create de forțele axiale

ale pilonului în statică cu efectele de presiune create de acesta în momente de flexie-

extensie în dinamică. Acesta a fost calibrat folosind analiza regresiei, introducând

presiunea ca variabila dependentă funcție de forță și de moment, ținând seama și de

perturbațiile alinierii (posturii sistemului bont-socket) ca variabilă independentă.

Observațiile studiului au constat în valori ale variabilei eșantionate, la intervale

uniforme, culese în timpul ciclului de mers pe mai multe etape.

Figura 4.28. Harta presiunilor trans-

axiale pentru o forţă aplicată pe axa Z


50

4.7. Metode și tehnici de recuperare a pacientului amputat

Protezarea trebuie construită în corelație cu dimensiunea bontului după câteva

săptămâni de la amputație. Bontul trebuie să fie stabilizat din punct de vedere al mărimii

și să aibă pielea cicatrizată definitiv. În general, protezarea se poate realiza după 5 săptă-

mâni de la intervenția chirurgicală. Înainte de a realiza protezarea, bontul de amputație

trebuie pregătit, modelat imediat postoperator pentru momentul protezării cu ajutorul

kinetoterapiei.

Prin protezare, sentimentul de inutilitate și neajutorare poate fi evitat la majoritatea

pacienților. Multe persoane cu amputaţii de membru inferior reuşesc să înveţe să meargă

din nou şi revin la viaţa lor obişnuită dinaintea amputaţiei. Evoluția negativă, în timp, a

contactului Proteză-Bont duce la apariția de costuri crescute, durere, dezechilibre muscu-

lare, tulburări de statică și în cazuri dramatice la necesitatea de noi intervenții chirurgicale

cu nivel superior de amputare.

Reabilitarea după amputarea membrelor poate fi împărţită în nouă perioade

distincte de evaluare şi de intervenţie. Fiecare etapă implică elemente de evaluare

dar şi obiective de tratament specifice.

1. Etapa de

recuperare

preoperatorie

Se caracterizează prin:

– evaluarea stării de sănătate a organismului;

– educația pacientului;

– discuţii despre posibilitatea apariţiei senzaţiilor de „membru fantomă“.

2.Etapa

intervenţiei

chirurgicale

– se stabilește lungimea membrului rezidual;

– se suturează ţesuturile moi (de acoperire), nervii și vasele sangvine;

– se aplică pansamentul care va da formă bontului.

Figura 4.29. Harta presiunilor

transaxiale pentru o forţă aplicată pe

axa Z – calcul lungime segment

Figura 4.30. Harta presiunilor transaxiale

pentru o forţă aplicată pe axa Z – calculul

ariei unui poligon delimitat de puncte

selectate de utilizator


51

3.Etapa

postoperatorie

– vizează vindecarea, cicatrizarea rănilor, controlul durerii, mişcarea în pat,

acordare de suport emoțional.

Obiectivele kinetoterapiei în prima etapă a reabilitării includ:

– realizarea mobilităţii independente în pat;

– dobândirea capacității de contracție corectă a transverșilor abdominali și a

musculaturii lombare, pentru a menține echilibrul chingii abdomeno

lombară, prin efectuare de exerciţii fizice timp de cel puţin 3 minute;

– menţinerea echilibrului independent, timp de cel puţin 1 minut;

– promovarea cicatrizării corecte cu formarea unei cicatrici elastice, mobile;

– prevenirea contracturilor musculare şi a altor complicaţii;

– prevenirea alterării posturii și aliniamentului corporal;

– efectuarea de cel puţin 10 minute de exerciții cardiovasculare.

4. Etapa de

pregătire a

bontului pentru

protezare

– se măsoară amplitudinea mişcărilor posibile realizate de restantul

funcțional;

– se măsoară forţa musculară;

– se măsoară senzaţiile și capacitatea de coordonare a pacientului;

– se evaluează uzura pielii, vascularizației şi existența unor eventuale

deformări.

Tot în această etapă are loc modelarea bontului și creşterea forței musculare.

5. Etapa de

protezare efectivă

– se prescrie și se confecționează proteza.

6. Reeducarea

mersului cu și fără

proteză

– se pune accentul pe instruirea pacientului pentru utilizarea protezei.

7. Reintegrarea în

societate

– reluarea rolurilor în familie şi comunitate;

– recâştigarea echilibrului emoţional,

– dezvoltarea de strategii sănătoase de readaptare, activităţi recreative, etc.

8. Recuperarea

profesională

– formare profesională a pacientului amputat prin activităţi de formare

continuă.

9. Toată viața – durează toată viața prin evaluarea funcţională şi medicală periodică.

4.8. Corelații statistice între teorie și experimentul kinetoterapeutic

O mare parte din problemele decizionale se încadrează în clasa problemelor

structurate care se rezolvă simplu, dacă se cunosc toate datele problemei.

Adevărata problemă constă în a dispune de un set de date relevante pentru

fundamentarea deciziei. Se remarcă apariţia în ultimii ani a unei noi generaţii de

sisteme informatice de asistare a deciziei, cele orientate pe date, care au baza de

date drept componentă tehnologică principală, funcţionarea lor fiind bazată pe

analiza şi agregarea datelor, ca răspuns la necesitatea utilizării unor metode

eficace de analiză. Caracteristicile principale în definirea sistemului sunt:


52

accesul imediat la date, realizarea unui mecanism pentru analize ad-hoc ale

datelor actuale sau cu caracter istoric şi analiza informaţiilor.

Programul terapeutic propus, compus din 4 etape, a fost aplicat pe 9

pacienţi cu amputaţie unilaterală transfemurală, cauza amputaţiilor fiind strict

traumatică. Pacienţii s-au antrenat o dată pe săptămână, timp de 5 luni

(aproximativ 22 de şedinţe).

Scopul general este de a descrie principiile de reeducare a mersului, prin

programul testat pe subiecţi amputaţi transfemural şi de a evalua efectele

acestuia. Ca obiective specifice amintim:

– Descrierea teoriei şi a structurii programului de reeducare, metodele

folosite şi utilizarea unei abordări terapeutice.

– Măsurarea efectelor antrenamentului mersului, în ceea ce priveşte

tehnica de reeducare şi modelul de mers folosit, proiectat în diverse

planuri anatomice, înainte şi după tratament. Scopul a fost de a face

comparaţii ale valorilor dintre piciorul sănătos şi cel protezat şi

dintre subiecţii amputaţi şi cei sănătoşi.

– Descrierea efectelor reeducării folosind diferite viteze de mers,

urmărind efectele consumului de oxigen, frecvenţa cardiacă,

coeficientului respirator, costul energetic. Aceste măsurători sunt

efectuate înainte şi după efectuarea şedinţei de kinetoterapie.

– Descrierea evoluţiei psihologice a pacienţilor, descrierea senti-

mentelor şi reacţiilor pe care pacienţii le încearcă pornind din faza

acută şi până la finalul tratamentului.

4.9. Descrierea grupului țintă de pacienţi

Pacienţii sunt persoane ce au suferit amputaţii din motive traumatice.

Existenţa diabetului sau a bolilor vasculare au fost excluse. Din aceşti pacienţi 5

sunt bărbaţi, iar 4 sunt femei. Doi dintre pacienţi au suferit amputaţii din cauza

unor accidente de motocicletă, patru au suferit accidente de maşină, iar trei au

suferit accidente de muncă. Pacienţii poartă proteză, au completat terapia

specifică perioadelor de protezare şi post protezare, dar nu au fost incluşi într-un

program de reeducare a mersului. Pentru a evalua relativitatea rezultatelor a fost

folosit un grup de referinţă alcătuit din 18 indivizi sănătoşi, 9 bărbaţi şi 9 femei,

cu vârsta medie de 36 de ani.


53

Tabel 2. Date privind pacienţii amputaţi

(9 subiecţi) şi grupul de referinţă (18 subiecţi)

Pacienţi amputaţi transfemural

(9 subiecţi)

Grup de referinţă (18 subiecţi)

Femei (9 sub.) Bărbaţi (9 sub.)

Iniţiale Sex

Vâr

stă

Înăl

ţime

Gre

utat

e

Vâr

stă

Înăl

ţime

Gre

utat

e

Vâr

stă

Înăl

ţime

Gre

utat

e

M/

F

ani cm kg ani cm kg ani cm Kg

F.L. F 16 158 51 33 167 79 21 181 68

B.A. F 34 160 66 34 166 54 37 173 73

S.S. F 49 160 62 25 170 65 28 192 89

C.D. F 51 167 82 37 171 82 47 173 68

A.I. M 40 191 67 38 160 64 36 172 71

T.A. M 28 186 68 52 155 54 31 184 78

P.N. M 24 185 78 50 160 61 26 186 85

I.E. M 33 190 106 38 172 59 35 187 93

S.A. M 23 179 64 43 176 68 34 183 96

Componentele protezelor şi lungimea bontului au fost măsurate după

standardul ISO (Tabel 3). Pacienţii au trecut prin faza de reabilitare post-

protezare, fiind consideraţi stabili în ceea ce priveşte folosirea protezei. Pacienţii au

purtat pe parcursul întregii perioade de reeducare a mersului protezele, acestea

fiind periodic inspectate tehnic, iar părţile uzate au fost înlocuite.

Tabel 4. Date privind lungimea bontului şi tipurile de componente ale protezei

Pac

ient n

r.

Lungimea

bontului

(standard ISO)*

Tip Genunchi

Artificial / Firma

producătoare

Tip Picior**

Artificial / Firma producătoare

1. Mediu Total mecanic Seattle

2. Scurt Aqua pneumatic Flex

3. Scurt Total mecanic Flex

4. Mediu Total mecanic Gleznă Multiflex

Picior Seattle

5. Lung Hidraulic - Växjö Multiaxis Växjö

6. Mediu Hidraulic - Mauch Flex

7. Lung Pneumatic T-Ling Flex

8. Mediu Aqua pneumatic Flex

9. Mediu Aqua pneumatic Flex


54

* scurt – mai puţin decât lăţimea măsurată la baza bontului, lung – mai mult decât

dublul lăţimii măsurate la baza bontului, mediu – între 1-2 ori cât lăţimea bontului

măsurată la bază.

** toate picioarele protetice sunt de tip energy-storing

4.10. Funcţia motorie şi percepţia protezei înainte de reeducarea mersului

Toţi pacienţii au fost îngrijiţi corespunzător în perioada postoperatorie,

adaptându-se condiţiilor din propriile locuinţe. Doi amputaţi au folosit baston, iar unul

a folosit două cârje înainte de tratament. Deşi pacienţii se deosebesc din multe puncte

de vedere (vârstă, timpul trecut de la amputaţie, greutate, etc.) toţi au avut un tip

de mers similar, la prima şedinţă de evaluare. Acest tip de mers include nemenţinerea

echilibrului din cauza greutăţii corporale, înclinându-se spre partea sănătoasă, atât în

timpul mersului, cât şi în timpul repausului. Acest lucru arată conştientizarea greutăţii

corporale în mod diferit de la o parte la alta. Greutatea nu a fost distribuită corespunzător

pe partea membrului amputat, acest lucru ducând la scoaterea părţii protezate din

conştientizarea mersului.

Mare parte din resortul energetic a fost folosit pentru a ridica piciorul protezat şi a

trece prin faza de balansare proiectând piciorul înainte printr-o mişcare de lovire. De

exemplu pacienţii trăgeau piciorul în loc de a-l împinge şi în acelaşi timp săltau piciorul

celălalt. De asemenea corpul era ridicat prin ridicarea călcâiului pe partea sănătoasă.

Efortul şi energia de mişcare erau crescătoare şi de aceea informaţiile transmise de

proprioreceptorii membrului amputat au fost reduse şi mai mult, motiv pentru care

pacienţii nu au reuşit să profite de funcţia de stocare a energiei piciorului protetic.

Întreaga masă corporală a fost suportată şi balansată de piciorul din faţă, acesta fiind

piciorul sănătos, aproape pe toată perioada de sprijin. Acest lucru a făcut pacientul

vulnerabil la acţiunea factorilor externi. Proteza a fost folosită în principiu ca suport,

asemenea unui baston. Faza de sprijin a fost mai scurtă, iar pasul a fost mai lung pe partea

amputată. În timpul fazei de balansare a piciorului protezat, pacienţii îşi înclinau trunchiul

lateral, înspre piciorul sănătos, iar în faza de sprijin, înspre piciorul amputat, creând

20

39.22%

17

33.33%

14

27.45%

cel putin de 2 ori pe

saptamana

o data pe saptamana

nu

Distributia lotului in functie de numarul

sedintelor de kinetoterapie

Figura 4.31. Distribuția lotului în funcție de ședințele

de kinetoterapie efectuate


55

astfel un dublu şchiopătat. În timpul mersului pe teren neted sau mai dur toţi pacienţii

mergeau cu capul în jos, fiind atenţi la observarea solului şi a obstacolelor ce pot

apărea. La schimbarea asfaltului cu un teren nisipos, mersul patologic s-a accentuat

fiind mai pronunţată problema echilibrului. Mergând pe teren mai moale disconfortul

este crescut deoarece pacientul nu este în stare să simtă poziţia piciorului în raport

cu restul corpului.

4.11. Calitatea vieții pacientului amputat

Calitatea vieţii este dată de percepţiile indivizilor asupra situaţilor lor sociale, în

contextul sistemelor de valori culturale în care trăiesc şi în dependenţă de propriile

trebuinţe, standarde şi aspiraţii (OMS, 1998). Prin calitatea vieţii în medicină se

înţelege bunăstarea fizică, psihică şi socială, precum şi capacitatea pacienţilor de a-şi

îndeplini sarcinile obişnuite, în existenţa lor cotidiană. Analiza calităţii vieţii unui

pacient este deosebit de utilă pentru a evalua efectele fizice, psihice şi sociale ale

amputației şi pentru a determina nevoile pacientului legat de suportul psihic,

fizic şi social necesar lui.

Folosirea instrumentelor pentru evaluarea calităţii vieţii pacienţilor ajută

personalul medical să aleagă între diferite tratamente alternative, să informeze

pacienţii asupra efectelor posibile ale diferitelor proceduri medicale, să moni-

torizeze progresul tratamentelor aplicate, din punctul de vedere al pacientului.

Când vorbim de calitatea vieţii, putem vorbi de mai multe dimensiuni:

– Bunăstarea emoţională sau psihică, ilustrată prin indicatori precum:

fericirea, mulţumirea de sine, sentimentul identităţii personale,

evitarea stresului excesiv, stima de sine (self-esteem), bogăţia vieţii

spirituale, sentimentul de siguranţă.

16

31.37%

22

43.14%

13

25.49%

peste 2 ani

intre 1-2 ani

acum un an

Distributia lotului in functie de perioada cand a avut loc protezarea

Figura 4.32. Distribuția lotului

în funcție de perioada când a

avut loc protezarea

4.504.003.503.002.502.001.50

Independenta

12

10

8

6

4

2

0

Fre

qu

en

cy

Mean = 3.40

Std. Dev. = 0.78179

N = 51

Independenta

Figura 4.33. Repartiția gradului de

independență a pacienților amputati

raportată la repartiția normală


56

– Relaţiile interpersonale, ilustrate prin indicatori precum: a te bucura de

intimitate, afecţiune, prieteni şi prietenii, contacte sociale, suport social

(dimensiunile suportului social).

– Bunăstarea materială, ilustrată prin indicatori precum: proprietate,

siguranţa locului de muncă, venituri adecvate, hrană potrivită, loc de

muncă, posesie de bunuri (mobile – imobile), locuinţe, status social.

– Afirmarea personală, care însemnă: competenţă profesională,

promovare profesională, activităţi intelectuale captivante,

abilităţi/deprinderi profesionale solide, împlinire profesională,

niveluri de educaţie adecvat profesiei.

– Bunăstarea fizică, concretizată în sănătate, mobilitate fizică, alimentaţie

adecvată, disponibilitatea timpului liber, asigurarea asistenţei

medicale de bună calitate, asigurări de sănătate, activităţi preferate

interesante în timpul liber (hobbyuri şi satisfacerea lor), formă

fizică optimă sau fitness, concretizată în cei patru S, Strenght –

forţă fizică, Stamina – vigoare sau rezistenţă fizică, Suppleness –

supleţe fizică şi Skills – îndemânare sau abilitate fizică.

– Independenţa, care însemnă autonomie în viaţă, posibilitatea de a

face alegeri personale, capacitatea de a lua decizii, autocontrolul personal,

prezenţa unor valori şi scopuri clar definite, auto-conducerea în viaţă.

– Integrarea socială, care se referă la prezenţa unui status şi rol

social, acceptarea în diferite grupuri sociale, accesibilitatea

suportului social, climat de muncă stimulativ, participarea la

activităţi comunitare, activitatea în organizaţii neguvernamentale,

apartenenţa la o comunitatea spiritual-religioasă.

– Asigurarea drepturilor fundamentale ale omului, cum sunt: dreptul

la vot, dreptul la proprietate, la intimitate, accesul la învăţătură şi

cultură, dreptul la un proces rapid şi echitabil etc.

4.11.1. Instrumente de evaluare a calității vieții

Numeroşi cercetători s-au ocupat cu prezentarea sintetică a unor instrumente

destinate evaluării calităţii vieţii în practica medicală, între care se remarcă;

Bowling (1997), Orley şi Kuyken (1994) şi Leplège şi Hunt (1997).

Pentru atingerea obiectivelor stabilite am construit un chestionar care analizează

percepţia pacienților care au fost protezați asupra calității vieții lor. Am dorit

investigarea unor dimensiuni despre care nu avem prea multe informaţii teoretice.

Grupul ţintă l-au constituit pacienții protezați cu vârsta cuprinsă între 25-65 ani din

județul Iași, atât cei din mediul urban, cât și cei din mediul rural.

Construcţia testului solicită o pregătire amănunţită. Scorurile testului reprezintă

temeiul în care se elaborează judecăţi referitoare la diferenţele intra-individuale (în

cadrul unor contexte precum starea de sănătate și calitatea vieții pacienților), diferenţele

inter-individuale şi diferenţele între grupuri sau situaţii sociale. Pornind de la acestea,


57

primul pas constă în a furniza o descriere clară a conceptului teoretic pe care testul

îşi propune să-l măsoare. Alegerea conţinutului testului şi metodele prin care un

concept este măsurat trebuie, de asemenea, luate în considerare. Aceste aspecte depind

doar de viabilitatea teoriei şi minuţiozitatea descrierii ipotezelor de bază. Definirea

ariei de conţinut a chestionarului trebuie să facă posibil stabilirea itemilor care aparţin

domeniului investigat şi care nu. Acest aspect poate fi realizat prin analizarea conceptului

într-un mod care să clarifice care din itemi este luat în considerare. Consideraţiile

teoretice sau conţinuturile asociate pentru greutatea acordată acestor faţete, precum

şi problema itemilor luaţi în considerare pentru eşantionare sunt consemnate.

Chiar dacă itemii sunt eliminaţi sau modificaţi în cursul construirii sau adaptării

testului, consecinţele acestor schimbări pentru măsurarea conceptului original trebuie

indicat (domeniul conţinut poate fi schimbat, îngustat sau incomplet acoperit ca

rezultat al acestor modificări).

Scorul la un test poate fi interpretat ca o măsură de încredere dacă testul este

administrat în condiţii standardizate. Scopul standardizării situaţiei de testare este

să se preîntâmpine apariţia unor factori necontrolaţi care să afecteze scorul propus.

Tabel 4. Matricea coeficientului de corelație Pearson

asociată variabilelor studiate

După reantrenarea mersului, pacienţii au descris o stare de libertate şi de

încredere pe care au căpătat-o prin acest tip de antrenament, prin dezvoltarea unor

abilităţi sociale sau prin reluarea unor activităţi care înainte erau la ordinea zilei şi

pe care condiţia de amputat îi împiedica să le realizeze.

Correlations

1 .624** .654** .399** .362** .446** .378** .438**

.000 .000 .004 .009 .001 .006 .001

51 51 51 51 51 51 51 51

.624** 1 .863** .722** .663** .672** .658** .712**

.000 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.654** .863** 1 .815** .748** .731** .698** .770**

.000 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.399** .722** .815** 1 .812** .816** .755** .687**

.004 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.362** .663** .748** .812** 1 .854** .834** .747**

.009 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.446** .672** .731** .816** .854** 1 .801** .763**

.001 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.378** .658** .698** .755** .834** .801** 1 .674**

.006 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

.438** .712** .770** .687** .747** .763** .674** 1

.001 .000 .000 .000 .000 .000 .000

51 51 51 51 51 51 51 51

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Pearson Correlation

Sig. (2-tailed)

N

Bunastarea fizica

Bunastarea emotionala

Bunastarea materiala

Integrarea sociala

Relati i le interpersonale

Independenta

Afirmarea personala

Asigurarea drepturi lor

fundamentale ale omului

Bunastarea

fizica

Bunastarea

emotionala

Bunastarea

materiala

Integrarea

sociala

Relati i le

interpers

onale Independenta

Afirmarea

personala

Asigurarea

drepturi lor

fundamentale

ale omului

Correlation is significant at the 0.01 level (2-tailed).**.


58

4.12. Concluzii legate de rezultatele experimentale și datele teoretice

– Informaţiile brute primite de la senzorii montaţi pe socket-ul de interfaţă

bifazică au fost prelucrate şi prezentate grafic sub o formă accesibilă

medicului sau tehnicianului pentru a putea lua decizii cantitative şi

calitative în vederea proiectării, realizării sau modificării unei proteze.

– Identificarea presiunilor în cupla bont proteză prezintă un interes deosebit,

studiul lor contribuind la proiectarea unei proteze cu o toleranţă accep-

tabilă în raport cu distribuţia de presiuni, momente şi forţe la nivelul

cuplei bont proteză și deci un grad ridicat de confort al pacientului.

– Am realizat o aplicație grafică utilizată pentru calcularea diverșilor

parametri caracteristici cuplei bont proteză achiziționați prin traductorii de

presiune.

– Datele culese experimental au fost introduse în aplicația construită și

astfel s-au obținut hărți de presiune cât mai aproape de realitate, net

superioare celor obținute prin utilizarea foii de indigou.

– Comparând datele teoretice cu cele experimentale am constatat că

modificările contactului bont proteză depind în cea mai mare măsură de

volumul şi dimensiunile membrului rezidual.

– Modelul matematic creat corelează efectele de presiune create de forțele

axiale ale pilonului în statică cu efectele de presiune create de acesta în

momente de flexie-extensie în dinamică.

– Aceste informaţii sunt importante pentru fizio-kineto-terapeut care îşi

poate face un plan de acţiuni concret pentru lucrul în zonele afectate sau

predispuse la afecţiuni şi poate estima, în funcţie şi de greutatea

corporală şi ţesuturile afectate, o eventuală dietă.

59

Capitolul 5 CONCLUZII

5.1. Concluzii generale

Pierderea unui membru alterează mobilitatea pacientului și modifică aspectul

exterior al pacientului, ceea ce se resimte important la nivel psihologic, familial,

social și profesional. O proteză externă poate ajuta pacientul să-și regăsească

identitatea. Majoritatea persoanelor cu amputaţii de membru inferior reuşesc să

înveţe să meargă din nou şi revin la viaţa lor obişnuită dinaintea amputaţiei.

Adaptarea la noua situaţie necesită timp şi multă răbdare, însă trebuie menționat

faptul că de atitudinea şi aşteptările pacientului depinde calitatea vieţii acestuia.

Evoluţia negativă, în timp, a contactului Proteză-Țesut duce la apariția de

durere, dezechilibre musculare, tulburări de statică și în cazuri dramatice la

necesitatea de noi intervenții chirurgicale la un nivel superior de amputare.

Una din cele mai importante cerinţe pentru o protezare funcţională este

menţinerea pe cât posibil a confortului şi calităţii vieţii pacientului protezat. În

acest sens sunt foarte importante studiile şi aplicaţiile orientate, în funcţie de

zona în care acţionează proteza, spre o proteză cât mai rezistentă şi performantă

(incluzând proteze cu microprocesor, C-Leg, etc.), un liner/socket cu caracteristici mai

bune sau chiar adaptat pentru un anume pacient, reducerea frecării proteză-

liner-bont, reducerea uzurii cuplei bont-liner şi predicţia acestei uzuri, evitarea

apariţiei zonelor de tegument modificat, de cicatrici keloide numite şi

hyperscar, predicţia apariţiei şi evoluţiei acestor zone şi asocierea cu un

tratament fizio-kineto-terapeutic pentru întărirea zonei respective.

Un aspect important în direcţia studiului cuplei bont-liner ţine de distribuţia forţelor

şi momentelor în cadrul ciclurilor de mişcare şi repaus. Nu este posibilă o modelare a

tuturor ciclurilor posibile de mişcare şi nici nu există o standardizare atât de extinsă în

acest sens. Forţa de reacţie este reprezentativă în cursul unui ciclu de mişcare şi

joacă un rol important în predicţia acţiunii forţelor şi momentelor asupra ansamblului

bon-liner-cupă. Aliniamentul protezei şi oscilaţiile în jurul acestui aliniament chiar

de valoare mică pot produce variaţii de 3-8% din forţa sau momentul care acţionează

într-o zonă pre-determinată. În acelaşi timp, modelul cinematic a dat informaţii

importante despre domeniul parametrilor care compun echilibrul postural şi ponderea


60

acestora în modelul de mişcare. Totuşi, ca o remarcă personală, acest model ar

trebui studiat ca un obiectiv distinct de cupla bont-liner, fiind vizibilă influenţa mult

mai importantă în: proiectarea, construcţia şi optimizarea protezei.

O idee folosită în practică, dar cu efecte limitate datorită numărului redus de

pacienţi pe care au fost efectuate testele, este de a acţiona selectiv asupra doar a

unor cicluri, care dau rezultate şi respingerea celorlalte cu o anumită probabilitate.

Această metodă presupune însă un mare număr de repetări ale ciclurilor care pot

avea un efect neplăcut asupra pacientului.

Interfeţele grafice sunt utile pentru că pot da informaţii rapide atât despre

mărimile procesate cât şi despre statistica lor. Aceste informaţii sunt utile numai

pentru o estimare actuală a valorilor forţelor și a forţelor rezultante, momentelor şi

unghiurilor dar şi pentru a putea direcţiona cercetările folosind valori statistice

preliminare. În același timp, construcţia eventuală a unor module integrate într-o

bibliotecă software care estimează modele sau calculează parametrii modelului

poate fi un subiect de cercetare interesant.

5.2. Concluzii personale

Aproximările volumului şi suprafeţei membrului rezidual folosind un

modul software şi măsurători simple, înseamnă un progres faţă de metodele

tradiţionale, şi o aplicaţie repetitivă foarte eficientă. Deşi nu are acurateţea altor

metode mult mai costisitoare, rezultatele sunt satisfăcătoare pentru construcţia

unei proteze şi apoi ajustarea ei conform necesităţilor pacientului. Aceste informaţii

sunt importante pentru fizio-kineto-terapeut care îşi poate face un plan de acţiuni

concret pentru lucrul în zonele afectate sau predispuse la afecţiuni şi poate estima,

în funcţie şi de greutatea corporală şi ţesuturile afectate, o eventuală dietă. Nutriţionistul

poate utiliza aceste informaţii pentru a prescrie pacientului o dietă care să ajute

recuperarea zonelor afectate dar şi să fie echilibrată pentru nevoile organismului

şi mai ales pentru menţinerea greutăţii pacientului.

Măsurătorile şi estimările au arătat că modelarea bontului protezat la nivel

de membru inferior sub genunchi sau deasupra lui sunt de obicei suficiente, folosind

două trunchiuri de con şi o zonă de calotă sferică. O aproximare mai bună ar

putea fi dată de folosirea mai multor trunchiuri de con, dar numărul optim al

acestora şi nivelul la care sunt definite înălţimile acestor trunchiuri de con pot

constitui unul din obiectivele cercetărilor viitoare.

Interfaţa grafică pentru obiectivarea hărţii de presiuni utilizează o repre-

zentare adecvată a nivelului de presiune pe o scară a culorilor pe zone rectangulare

alocate fiecărui senzor folosind un grid care modelează suprafaţa bontului. Scara

culorilor este similară cu modelarea conducţiei căldurii 2-D, de la albastru (pentru

cea mai scăzută valoare a presiunii) până la roşu închis (cea mai ridicată valoare).

Informaţiile pot fi folosite pentru o delimitare aproximativă a zonelor cu presiune


61

foarte ridicată (şi presupuse la risc de uzură crescut) şi eventual chiar la o

măsurare aproximativă a ariei acestor zone, prin selecţie manuală cu un cursor

care poate delimita o zonă poligonală.

Evaluarea echilibrului, realizată printr-o serie de măsurători posturale cu

ajutorul unei platforme podometrice, a definit parametrii necesari pentru realizarea

unui model preliminar ce analizează elementele care intervin în menţinerea

echilibrului prin intermediul unei interfeţe grafice. S-a utilizat intensiv interfaţa

grafică pentru măsurarea forţelor şi a momentelor pe cele trei direcţii (X, Y şi

Z) şi unghiul pe direcţia planurilor ZX şi ZY. În lucrare s-au prezentat doar un

număr redus de cicluri repetate (în medie 5 la număr) pentru a se evidenţia

variabilitatea forţelor şi momentelor pentru acelaşi pacient şi pe cicluri de mişcare

repetate pe cât posibil identice. Vizualizările au arătat dispersia rezultatelor chiar în

cadrul experimentelor cu acelaşi pacient şi influenţa evoluţiei forţei în funcţie de

indexul ciclului de mişcare repetat. Ciclurile standard utilizate au fost: de urcat

şi coborât scară (de o anumită geometrie şi număr, cu intervale de timp bine

definite) şi mers normal pe o platformă orizontală. Nu s-au luat în considerare şi

nu s-au analizat posibilităţile de a efectua alte sarcini. S-a constat o variabilitate

mare între pacienţi, variabilitate care este într-un anume sens normală, având în

vedere constituţiile fizice diferite ale membrilor lotului de test şi poziţia

amplasării protezei care nu poate fi identică pentru toate cazurile.

Simulările cu pacienţi de greutate diferită au demonstrat că se poate realiza o

predicţie a modificării stării zonelor de contact la nivelul sistemului bont

proteză. Predicțiile realizate prin aceste simulări au avut drept scop convingerea

pacientului să aleagă o dietă alimentară echilibrată care să prevină apariţia unor

fenomene nedorite datorită modificării greutăţii și alterarea purtării protezei. În

acelaşi timp, marja de predicţie de acest tip (funcţie de greutate) este redusă,

deoarece, pentru a calibra modelul ar trebui să supunem pacientul la un regim

gradual de creştere/scădere de greutate cu valori destul de mari (în principiu cel

puţin ± 5 Kg), modalitate nepermisă de etica medicală.

Am propus un model matematic al complexului bont-proteză folosind teoria

câmpului fazic care redă evoluţia interfeţei proteză-restant funcțional, încorporând

cea mai mare parte a fazelor în ecuaţia de mişcare a interfeţei dintre cele două

suprafețe. Viteza generării uzurii, ca dezvoltare a întrepătrunderii, se obţine, în situaţia

dată, numai dacă o sursă de anizotropie (energie interfacială) este prezentată în timpul

creşterii vasculare. Teoria câmpului fazic prelucrează interfețe aflate la granița dintre

două faze diferite bont-proteză, utilizând metoda elementului finit. Modelările au

fost efectuate la nivelul complexului bont-proteză cu aplicarea a două tipuri de

constrângeri: constrângerile la nivelul capului femural şi constrângerile la nivelul

tijei protezei. Forţele şi presiunile rezultate din aceste două tipuri de constrângeri

aplicate pe acelaşi model sunt considerate de tip aditiv într-un model de fuziune

implementat cu Rhinoceros (Modelare 3D) şi COSMOSWorks 2008. O precizie

mai mare ar trebui realizată prin rafinarea modelului şi posibilitatea realizării unor

măsurători clinice precise, cu o aparatură foarte costisitoare, ceea ce limitează în

mod serios posibilităţile de cercetare viitoare in vivo. Totuşi trebui să menţionăm că


62

recent, în publicaţiile de specialitate de nivel ridicat au fost acceptate rezultate sintetice,

fără validare medicală (modelare de keloid). În aceste cazuri, în opinia autorului,

noutatea modelului şi justeţea fenomenelor au avut o valoare incontestabila şi

din punct de vedere medical, urmând ca validările să poată fi făcute atunci când

se va dispune de resursele necesare.

S-a propus modelarea și simularea apariției și evoluției cicatricei, mecanism

biologic de uzură prin adăugare de material, plecând de la modelul Sheratt-Chaplain.

Primul model a vizat aproximarea formării unui keloid ca o jumătate de sferă, prin

intermediul unei modelări unidimensionale. Modelările efectuate au arătat o sensibilitate

foarte mare a modelului faţă de numărul iniţial de celule de proliferare şi o dependenţă

puternică până la un anumit punct faţă de vascularizația din zona studiată. Modelul a

fost realizat unidimensional folosind coordonate cilindrice. Un al doilea model a

folosit o abordare curentă din ingineria ţesuturilor, utilizarea unui precursor tridi-

mensional similar unui ţesut din celule numit matrice (scaffold) pentru creşterea

de ţesut (densitate de celule localizate spaţial şi temporal).

Un al treilea model, a fost un model recent propus în literatura de specialitate

pentru dezvoltarea keloidului folosind teorii kinetice pentru particule active.

Modelul a fost adaptat pentru uzura prin adăugare de material. Sistemul de şase

ecuaţii diferenţiale neliniare a fost rezolvat numeric folosind pentru constante valori

din literatura de specialitate. Deşi rezultatele au fost satisfăcătoare, sistemul este format

din 26 de parametri care trebuiesc definiţi, iar un studiu intensiv în această

direcţie este foarte dificil. Stabilitatea soluţiilor numerice este dificil de realizat

având în vedere numărul mare de parametri ce trebuiesc luaţi în considerare.

5.3. Direcții viitoare de cercetare

Interfaţa bont-liner este zona unor posibile apariţii de leziuni, răni, uzură prin

pierdere de material. Aceste zone sunt strâns legate de două fenomene importante.

Primul fenomen este frecarea dintre bont şi liner/socket care depinde de material

şi textura lui, forma geometrică în raportul cu evoluţia bontului în timp şi uzura

cuplei bont-liner. Fenomenul este strâns legat de harta de distribuţie a presiunilor

în timpul ciclurilor de mişcare şi valorile acestor presiuni. Forţele care acţionează

asupra bontului depind atât de tipul ciclului de mişcare (caracterizat de obicei de

două vârfuri de maximum) cât şi de partea de corp care se protezează. Aproximările

statistice oferă o soluţie de răspuns la un model de predicţie şi identificare a

acestor cicluri.

Al doilea fenomen este legat de apariţia şi dezvoltarea unor cicatrici de

tipul hyperscar. Şi aceste formaţiuni sunt legate de harta de presiuni şi evoluţia ei

dinamică în timpul mişcării ciclice a pacientului dar şi de coeficientul de frecare

bont-liner, deci de aspectele tribologice ale fenomenului. Găsirea unei scale şi

metodologii adaptate după cele existente, necesare pentru exprimarea şi


63

codificarea pe nivele de senzaţie de confort a pacientului este un aspect încă puţin

cercetat şi validat în domeniul protezării membrului inferior. O analiză şi un

studiu intensiv în domeniu ar clarifica şi influenţa acest factor în proiectarea

protezei şi menţinerea unei funcţionalităţi optime în viaţa pacientului.

O direcţie de cercetare foarte importantă este optimizarea performanţelor

ansamblului cupă-proteză-bont luând în calcul aspectele tribologice pentru o

proteză la nivelul amputării. Această optimizare ar presupune o abordare de tip

multiobiectiv întrucât unele obiective sunt concurente. Probabil o utilizare a

algoritmilor genetici ar fi o abordare de optimizare extrem de interesantă.

Crearea unui model matematic mai simplu al dezvoltării leziunilor tegu-

mentului în urma purtării unei proteze şi al depunerii prin adăugare care să ţină

cont şi de fenomenul de frecare (aspecte tribologice) şi de harta presiunilor care

arată zonele predispuse la risc este un alt obiectiv viitor de cercetare.

Coeficientul de frecare ar trebui studiat in vivo, pe o piele care are caracteristicile

ţesuturilor de pe bont în zona protezei cu linere confecţionate din diverse

materiale. Această direcţie de cercetare ar produce rezultate apropiate de

condiţiile de lucru ale cuplei bont-proteză.

O importantă direcţie de cercetare viitoare este integrarea unor aspecte

kinetoterapeutice de menţinere a calităţii zonelor predispuse la deteriorări ale

tegumentului combinate cu aspecte care ţin de dietă şi menţinerea greutăţii

corporale pentru a preveni apariţia acestor probleme.

O altă abordare interesantă ar fi realizarea unor predicţii statistice. Sunt

multe propuneri predictoare care ar putea fi utilizate pentru a realiza predicţia

uzurii la interfaţa bont-liner folosind date experimentale. De asemeni, şi nu în

ultimul rând, ca un aspect general putem constata că avem de prelucrat, modelat

şi interpretat foarte multe date statistice. O abordare statistică a datelor, a corelaţiei

între diverse mărimi, modelare ANOVA sau planificare de experimente conform

unor modele statistice poate fi una din cercetările importante care descriu o

continuitate a cercetărilor din această lucrare.

Rezultatele din această teză au atins scopul propus şi în unele direcţii au adus

un volum de cunoaştere şi experienţă suplimentar. Este un lucru firesc dacă ne

gândim la complexitatea problemei şi la faptul că doar în ultimii ani au fost

abordări în domeniul tezei legate de tribologie şi modelare a uzurii dar foarte

puţin studiate. Autoarea tezei își propune continuarea cercetărilor în direcțiile

mai sus menționate, în vederea obținerii unor rezultate utile practicii medicale.

64

ACTIVITATEA ȘTIINȚIFICĂ DIN CADRUL TEZEI DE DOCTORAT

I. Articole publicate: 11

I.1. Articole publicate sau în curs de publicare în reviste

cotate/indexate ISI: 6

1. M. Turnea, M. Ilea, D. Boldureanu, M. Rotariu – Mathematical Modeling of Blunt-

Prosthesis Systems, Metalurgia International, Vol XVII, No. 5, 208-215, 2012

2. M. Turnea, M. Ilea, D. Boldureanu, M. Rotariu – Numerical simulations of blunt-

prosthesis-rod complex, Metalurgia International, Vol XVII, No. 11, 94-99, 2012

3. M. Rotariu, M. Turnea, D. Arotaritei, M. Ilea – Graphical Interface that Interprets

the Moments Collected from the Contact between the Stump and Socket, The 8th

International Symposium on Advanced Topics in Electrical Engineering, ATEE, pp.

1-4, 2013

4. M. Turnea, M. Rotariu, D. Arotaritei – Mathematical Modeling and Simulation for

Keloid Scars Formation From The Prosthetic Blunt Socket, The 8th International

Symposium on Advanced Topics in Electrical Engineering, ATEE, pp. 1-4, 2013

5. M. Turnea, M. Rotariu, D. Arotaritei, M. Ilea – Modeling and Simulation Keloid

Scar Formation from Biphasic Contact Blunt-Prosthesis, Advanced Concepts in

Mechanical Engineering, ACME, 2014

6. M. Rotariu, F. Munteanu, M. Turnea, D. Arotaritei – Modeling and Design of

Prosthetic Abutment System to Evaluate the Complex Interface, Advanced Concepts

in Mechanical Engineering, ACME, 2014

I.2. Articole publicate sau în curs de publicare în reviste

cotate BDI: 5

1. M. Ilea, M. Turnea, M. Rotariu – Stiff Eqution with Application in Physiological

Excitable Systems, Annals of Spiru Haret University: Mathematics-Informatics

Series, Vol. 8, Nr. 1, 17-22, 2012


65

2. M. Rotariu, M. Turnea, D. Arotaritei, R. Filep, M. Ilea – A Proposal for

Construction of the Surface Pressure Map Distribution with Tribological

Considerations at Stump-Liner Interface in Prosthetic Application, The 4th IEEE

International Conference on E-Health and Bioengineering – EHB 2013, 21-23

Noiembrie, Iași, pp.1-4, 2013

3. D. Arotaritei, V. Beiu, M. Turnea, M. Rotariu – Probabilistic Gate Matrix for Axon-

inspired Communication, The 4th IEEE International Conference on E-Health and

Bioengineering – EHB 2013, 21-23 Noiembrie, Iași, pp. 1-4, 2013

4. M. Rotariu, D. Arotaritei, M. Turnea, R. Filep – Hypertrophic Scar Formation

Model Applied to Blunt-Prosthesis Interface: Forming by Accretion, Proceedings in

Manufacturing Systems, Volume 8, Issue 2, 2013

5. Ciobanu O, Ciobanu G, Rotariu M – Photogrammetric Scanning Technique and

Rapid Prototyping Used for Prostheses and Orthoses Fabrication, Applied Mechanics

and Materials Vol. 371, pp. 230-234, 2013

II. Comunicări științifice: 14

II.1. Conferințe internaționale: 9

1. M. Turnea, C. Corciova, M. Rotariu – Modeling and Simulation of Muscle

Mecanics, 5th International Conference „Biomaterials, Tissue Engineering & Medical

Devices“, BiomMedD, 29 August-1 septembrie, 2012

2. M. Rotariu, M. Turnea, C. Corciova – Modeling, Analysis and Simulation Blunt-

Prosthesis-Rod Complex, 5th International Conference „Biomaterials, Tissue

Engineering & Medical Devices“, BiomMedD, 29 August-1 septembrie, 2012

3. M. Rotariu, M. Turnea, M. Ilea – Modeling and Simulation of Heating Devolution

in Hydrokinetotherapy, 5th International Conference „Biomaterials, Tissue

Engineering & Medical Devices“, BiomMedD, 29 August-1 septembrie, 2012

4. M. Turnea, M. Ilea, M. Rotariu, C. Corciova – Mathematical modeling of tumour

growth with Matlab, Proceedings of the International Congress of Romanian Society

for Cell Biology, 2012

5. M. Rotariu, M. Turnea, M. Ilea, C. Corciova – Mathematical models of

atherosclerosis, Proceedings of the International Congress of Romanian Society for

Cell Biology, 2012

6. M. Turnea, M. Ilea, C. Corciova, D. Arotaritei, M. Rotariu – Moddeling of

Aggrisive Tumor Growth with Ordinary Differential Equations Systems, Bulletin of

Romania Society for Cell Biology, SNBC 2014, Nr. 42, pp.82, 2014

7. M. Rotariu, M. Ilea, M. Turnea, C. Corciova – Differential Equations of infectious

Diseases, Bulletin of Romania Society for Cell Biology, SNBC 2014, Nr. 42, pp. 84, 2014

8. M. Rotariu, M. Ilea, D. Arotaritei, M. Turnea – Differential Equations Systems with

Application in Cancer Chemotherapy, Bulletin of Romania Society for Cell

Biology, SNBC 2014, Nr. 42, pp. 85, 2014


66

9. C. Corciova, M. Turnea, M. Rotariu, F. Corciova – Modelling the Change in Blood

Electrical Conductivity, Bulletin of Romania Society for Cell Biology, SNBC 2014,

Nr. 42, pp. 70, 2014

II.2. Conferințe naționale: 5

1. M. Rotariu, M.Ilea, M. Turnea, D. Arotaritei, C. Munteanu – Differential

Equations with Applications in Muscle Cross-Bridge Cycle, a-XI-a Conferință

Națională de Balneologie, Slănic Moldova, 29 Mai-01 Iunie, 2013

2. M. Turnea, M. Rotariu, M. Ilea – Utilizarea sistemului postural antigravitațional

dinamic în Kinetoterapie, a-XI-a Conferință Națională de Balneologie, Slănic

Moldova, 29 Mai-01 Iunie, 2013

3. M. Turnea, M. Rotariu, D. Arotaritei, M. Ilea – Tratamentul balneofizioterapic al

ateresclerozei, a-XI-a Conferință Națională de Balneologie, Slănic Moldova, 29

Mai-01 Iunie, 2013

4. M. Rotariu, M. Ilea, M. Turnea – Recuperarea restantului funcțional folosind

tehnici kinetoterapeutice și computaționale, Conferința națională de Balneologie,

Sovata, 2012

5. M. Rotariu, M. Turnea – Metode teoretice de exploatare a restantului funcţional

postamputaţie, Zilele Universității Apollonia, Ediția a XXII-a, 1-3 Martie 2012

III. Alte activități: 1

Creation d’une Certification Europeene d’Agent Thermal (THERM), Număr proiect:

134098-LLP-2007-BG-LMP, Proiect Leonardo da Vinci, 2008-2010

67

BIBLIOGRAFIE

[Albu, 99] A. Albu – Psihomotricitatea, Editura Spiru Haret, Iaşi, 48-55, 1999

[Ali, 12] S. Ali, et. all – Clinical investigation of the interface pressure in the

trans-tibial socket with Dermo and Seal-In X5 liner during walking

and their effect on patient satisfaction, Clinical Biomechanics, Vol.

27, 943-948, 2012

[Ams, 08] C. Amstutz – Harlan, Hip Resurfacing: Principles, Indications,

Technique and Results, Saunders, p. 23, 2008

[Ang, 08] K-C. Ang, Tan L-S. – A Numerical Approach to modeling avascular

tumour evolution with white noise, ANZIAM J. (CTAC2008), 569-

582, 2008

[Ant, 86] D. Antonescu, M. Buga, I. Constantinescu, N. Iliescu – Metode de calcul

și tehnici experimentale de analiza tensiunilor în Biomecanică, Ed.

Tehnică, București, 1986.

[Ard, 03] G. Ardelean – Fiziologia efortului (ergofiziologie), Editura Daya, Satu-

Mare, 80-105, 2003

[Axe, 84] O. Axelson, V. Barker – Finite element solution of boundary value

problems, Academic Press, 1984

[Bac, 70] C. Baciu – Anatomia şi fiziologia sistemului nervos, Editura Stadion,

Bucureşti, 150-165, 1970

[Bac, 77] C. Baciu – Anatomia funcţională a aparatului locomotor, Editura

C.N.E.F.S., 39-47, 1977

[Bau, 06] J.J. Bauer – Defining Intensity of Skeletal Loading in Children,

doctoral diss., Oregon State University, 2006

[Bel, 06] N. Bellomo, A. Bellouquid – On the mathematical kinetic theory of active

particles with discrete states: The derivation of macroscopic equations,

Mathematical and Computer Modelling, Vol. 44 (3-4), 397-404, 2006

[Bel, 08a] N. Bellomo – Modeling Complex Living Systems, A Kinetic Theory and

Stochastic Game Approach, Birkhaüser Boston, 2008

[Bel, 08b] N. Bellomo, B. Lods, R. Revelli, L. Ridolfi – Generalized Collocation

Methods, in: Modeling and Simulation in Science, Engineering and

Technology, Birkhäuser, Boston, 2008

[Berg, 05] E. Berger – Mişcarea în toate formele sale, Editura Pagasus Press,

Bucureşti, 23-34, 2005

[Bia, 10a] C. Bianca, N. Bellomo – Towards a mathematical theory of complex

biological system, Mathematical Biology and Medicine, vol. 11, World

Scientific, London, Singapore, 2010

[Bia, 10b] C.Bianca, L. Fermo – Bifurcation diagrams for the moments of a kinetic

type model of keloid immune system competition, Computers and

Mathematics with Applications, Vol. 61, 277-288, 2011


68

[Bia, 11a] C. Bianca – Mathematical modelling for keloid formation triggered by

virus: malignant effects and immune system competition, Mathematical Models

and Methods in Applied Sciences, Vol 21, No. 2 , 389-419, 2011

[Bia, 11b] C. Bianca, N. Bellomo – Towards a mathematical Theory of Complex

Biological Systems, World Scientific, World Scientific Publishing Co.

Pte. Ltd, 2011

[Big, 99] M. Bigerelle, K. Anselme, A. Iost – Analyse fractale des surfaces.

Applications au polissage d'alliages et µa la proliferation cellulaire,

Innov. Techn. Biol. Med., 4: 219-230, 1999

[Bla, 09] C-G. Blandine – Anatomie pentru mişcare, Editura Polirom, Bucureşti 73-

79, 2009

[Black,99] J. Black – Biological Performance of Materials: Fundamentals of

Biocompatibility, N.Y., Marcel Dekker Inc., 1999

[Boo, 13] D.A. Boone, T. Kobayashi, T.G. Chou, A.K. Arabian, K.L. Coleman, M.S.

Orendurff, M. Zhang – Influence of malalignment on socket reaction

moments during gait in amputeeswith transtibial prostheses, Gait &

Posture, Volume 37, Issue 4, 620-626, 2013

[Bor, 04] C. Borza – Fiziologia posturii şi locomoţiei, Editura Aura, Timişoara, 27-

36, 2004

[Bos, 06] L. Boschian, S. Pest, R. Guidotti, R. Pietrbissa, M. Gagliani – Stress

distribution in a post-restored tooth using the threedimensional finite

element method, Journal of Oral Rehabilitation (33), 690-697, 2006

[Bow, 02] J.H. Bowker, J.W. Michael – Atlas of limb prosthetics: Surgical,

prosthetic, and rehabilitation principles, 2nd

ed., Mosby-Year Book

Inc. USA, 2002

[Bro, 96] M. Brown, S.Rudicel, A. Esquenazy – Measurement of dynamic pressures at

the shoe-foot interface during normal walking with various orthoses

using the FSCAN system, Foot Ankle Int 17, 152-156, 1996

[Burg, 99] E.H. Burger, J. Klein-Nulend, J. Klein-Nulend – Mechanotransduction in

Bone. Role of the Lacuno-Canalicular Network., FASEBL., Suppl. 13,

101-112, 1999

[Cag, 86] C. Caginalp – An Analysis of a Phase-Field Model of a Free Boundary,

Arhive for Mechanics and Analysis, 92(3), 205-245, 1986

[Car, 02] R.L. Carrier, et. all – Effects of oxygen on engineering cardiac muscle,

Biotechnological Bioengineering 78, 617, 2002.

[Cha, 06] A. Chauviere, I. Brazzoli – On the discrete kinetic theory for active

particles, Mathematical tools, Mathematical and Computer Modelling,

Vol. 43, 933-944, 2006

[Chi, 2000] L. Chiari, A. Bertani, A. Cappello – Classification of visual strategies in

human postural control by stochastic parameters, Human Movement

Science, Volume 19, Issue 6, 817-842, 2000

[Cio, 13] O. Ciobanu, G. Ciobanu, M. Rotariu – Photogrammetric Scanning

Technique and Rapid Prototyping Used for Prostheses and Orthoses

Fabrication, Applied Mechanics and Materials Vol. 371, 230-234, 2013

[Con, 98] P. Convery, A.W.P. Buis – Conventional patellar-tendon-bearing (PTB)

socket/stump interface dynamic pressure distributions recorded during

the prosthetic stance phase of gait of a trans-tibial amputee, Prosthetics

and Orthotics International, 22, 193-198, 1998

[Cor, 99] M. Cordun – Postura corporală normală şi patologică, Editura ANEFS,

Bucureşti, 18-54, 1999

http://www.sciencedirect.com/science?_ob=PublicationURL&_tockey=%23TOC%235879%232000%23999809993%23240849%23FLA%23&_cdi=5879&_pubType=J&view=c&_auth=y&_acct=C000066525&_version=1&_urlVersion=0&_userid=5201089&md5=78f6d547895a2df03240033a6efe7799


69

[Cristea, 06] L.Cristea – Materiale speciale, Suport de curs, Ed. Univ. Transilvania din

Braşov, 2006

[Czi, 78] H. Czichos – Tribology, Elsevier, Tribology Series 1, 1978

[Dem, 74] A. Demeter – Fiziologia contracţiilor izometrice şi izotonice, Editura

Stadion, Bucureşti, 22-29, 1974

[Den, 89] A. Denischi şi colab. – Biomecanica, Editura Academiei R.S.R.,

Bucureşti, 134-163, 1989

[Der, 09] S. Derler, L.-C. Gerhardt, A. Lenz, E. Bertaux, M. Hadad – Friction of

human skin against smooth and rough glass as a function of the

contact pressure, Tribology International, Vol. 42, 1565-1574, 2009

[Dill, 01] T.R. Dillingham, L.E. Pezzin, E.J. Mackenzie, A.R. Burgess – Use and

satisfaction with prosthetic devices among persons with trauma-related

amputations: A long-term outcome study, AM J Phys Med Rehabil, 80,

563-71, 2001

[Dun, 06] J.C.Y. Dunn, et. all. – Analysis of Cell Growth in Three-Dimensional

Scaffolds, Tissue Engineering, Vol. 12, No 4, 705-716, 2006

[Fau, 05] M.C. Faustini, R.H. Crawford, R.R. Neptune, W.E. Rogers – Design and

Analysis of Orthogonally Compliant Features for Local Contact Pressure

Relief in Transtibial Prostheses, Journal of Biomechanical Engineering,

vol. 127, 946-951, 2005

[Fau, 06] M.C. Faustini, R. R. Neptune, R.H. Crawford – The quasi-static

response of compliant prosthetic sockets for transtibial amputees using

finite element methods, Medical Engineering & Physics , vol. 28, 114-

121, 2006

[Fit, 02] G. Fitzlaff, S. Heim – Lower limb prosthetic components: Design,

function and biomechanical properties, Vertlag Orthopadie-Technik,

Germany, 2002

[Gup, 10] D. Gupta, S. Almouahed, C. Lahuec, M. Arzel – In-vivo polyethylene wear

and knee prosthesis longevity estimation, 10th IEEE International

Conference on Information Technology and Applications in

Biomedicine (ITAB), pp. 1-4, 2010

[Guy, 07] C.A. Guyton – Tratat de fiziologie a omului, ediţie în limba română sub

redacţia Dr. Cârmaciu R., Editura Medicală Amaltea W.B. Saunders,

126-129, 2007

[Hass, 10] C.J. Hasson, REA van Emmerik, G.E. Caldwell – A musculoskeletal

model of postural control: simulated aging of muscle mechanical

properties, The American Society of Biomechanics Annual Meeting,

Brown University, Providence, Rhode Island, August 18-21, 2010

[Hill, 70] A.V. Hill – First and last experiments in muscle mechanics, Cambridge

University Press: Cambridge, 1970

[Hub, 2000] P.F. Hubsch, J. Middleton J, A. Knox – A finite element analysis of the

stress at the restoration-tooth interface, comparing inlays and bulk

fillings, Biomaterials. Vol. 21, 1015-1019, 2000

[Jeo, 12] D. Jeong, A. Yun, J. Kim – Mathematical model and numerical

simulation of the cell growth in scaffolds, Biomech Model

Mechanobiol Vol. 11,677–688, 2012

[Joh, 98] S. Johansson, T. Oberg – Accuracy and Precision of Volumetric Deter-

minations using two Commerical CAD Systems for Prosthetics: A

Technical Note, Journal of Rehabilitation Research and Development. 35

(1), 1998


70

[Kim, 04] J. Kim, K. Kang, J. Lowengrub – Conservative multigrid methods for Cahn–

Hilliard fluids, Journal of Computational Physics, Vol. 193, 511-543, 2004

[Lan, 07] K.A. Landman, A.Q. Cai – Cell Proliferation and Oxygen Diffusion in a

Vascularising Scaffold, Bulletin of Mathematical Biology Vol. 69,

2405-2428, 2007

[Lee, 07] W.C.C. Lee, M. Zhang – Using computational simulation to aid in the

prediction of socket fit: A preliminary study, Medical Engineering &

Physics, vol 29, 923-929, 2007

[Li, 11] W. Li, X.D. Liu, Z.B. Cai, J. Zheng, Z.R. Zhou – Effect of prosthetic

socks on the frictional properties of residual limb skin, Wear, Vol. 271,

2804-2811, 2011

[Lia, 08] W. Lia, M. Konga, X.D. Liub, Z.R. Zhoua – Tribological behavior of

scar skin and prosthetic skin in vivo, Tribology International, vol. 41,

640-647, 2008

[Lu, 92] J. Lund, K.L. Bowers – Sinc Methods for Quadrature and Differential

Equations, Society for Industrial and Applied Mathematics (SIAM),

Philadelphia, PA, 1992

[Mah, 10] M.S. Mahmood, S. Mahmood, D. Dobrota – A numerical algorithm for

avascular tumor growth model, Mathematics and Computers in

Simulation, Vol. 80, Issue 6, 1269-1277, 2010

[Nae, 96] F. Naeim, F. Moatamed, M. Sahimi – Morphogenesis of the Bone

Marrow Fractal Structures and Diffusion Limited growth, Blood.,

5027-5031, 1996

[Neu, 01a] E.S. Neumann – Measurement of Socket Discomfort--Part I: Pressure

Sensation, JPO, Vol. 13, No. 4, 99-110, 2001

[Neu, 01b] E.S. Neumann – Measurement of Socket Discomfort-Part II: Signal

Detection, JPO, Vol. 13, No. 4, 111-112, 2001

[Pai, 03] K.J. Painter, J.A. Sherratt – Modelling the movement of interacting cell

populations, Journal of Theoretical Biology, vol. 225, 327-339, 2003

[Pit, 10] M.R. Pitkin – Biomechanics of Lower Limb Prosthetics, Springer

Verlag Berlin Heidelberg 2010

[Pop, 98] M. Popescu, T.Trandafir – Artrologie și Biomecanică, Ed. SCAIUL,

București, 1998

[Por, 07] S. Portnoy, et. al. – Real-time patient-specific finite element analysis of

internal stresses in the soft tissues of a residual limb: a new tool for

prosthetic fitting, Ann Biomed Eng, 35, 120-35, 2007

[Por, 08] S. Portnoy, et. all. – Internal mechanical conditions in the soft tissues of a

residual limb of a trans-tibial amputee, Journal of Biomechanics, Vol. 41,

1897-1909, 2008

[Por,09] S. Portnoy, I.Siev-Ner, N.Shabshin, A.Kristal, Z. Yizhar, A.Gefen –

Patient-specific analyses of deep tissue loads post transtibial amputation in

residual limbs of multiple prosthetic users, Journal of Biomechanics, Vol.

42, 2686-2693, 2009

[Rîn, 02] L.P. Rîndeanu – Biomecanică, Curs Universitatea din Craiova, 112-

136, 2002

[Roo, 07] T. Roose, S.J. Chapman, P.K. Maini – Mathematical Models of

Avascular Tumor Growth, SIAM REVIEW Vol. 49, No. 2, 179-208,

2007

[Rot, 12a] M. Rotariu, M. Turnea, C. Corciova – Modeling, Analysis and

Simulation Blunt-Prosthesis-Rod Complex, 5th International Conference


71

„Biomaterials, Tissue Engineering & Medical Devices“, BiomMedD, 29

August – 1 septembrie, 2012

[Rot, 12b] M. Rotariu, M. Ilea, M. Turnea – Recuperarea restantului funcțional

folosind tehnici kinetoterapeutice și computaționale, Conferința

națională de Balneologie, Sovata, 2012

[Rot, 12c] M. Rotariu, M. Turnea – Metode teoretice de exploatare a restantului

funcţional postamputaţie, Zilele Universității Apollonia, Editia a XXII-

a, 1-3 Martie, 2012

[Rot, 13a] M. Rotariu, M. Ilea, M. Turnea, D. Arotaritei – Differential Equations

with Aplications in Muscle cross-bridge cycle, Slănic-Moldova, 2013

[Rot, 13b] M. Rotariu, D. Arotaritei, M. Turnea, R. Filep – Hypertrophic Scar

Formation Model Applied to Blunt-Prosthesis Interface: Forming by

Accretion, Proceedings in Manufacturing Systems, Volume 8, Issue

2,pp. 105-110, 2013

[Rot, 13c] M. Rotariu, M. Turnea, D. Arotaritei, M. Ilea – Graphical Interface that

Interprets the Moments Collected from the Contact between the Stump

and Socket, The 8th International Symposium on Advanced Topics in

Electrical Engineering, ATEE, pp. 1-4, 2013

[Rot, 13d] M. Rotariu, M. Turnea, D. Arotaritei, R. Filep, M. Ilea – A Proposal for

Construction of the Surface Pressure Map Distribution with Tribological

Considerations at Stump-Liner Interface in Prosthetic Application, The

4th IEEE International Conference on E-Health and Bioengineering – EHB

2013, 21-23 Noiembrie, Iași, pp. 1-4, 2013

[Rot, 13e] D. Arotaritei, V. Beiu, M. Turnea, M. Rotariu – Probabilistic Gate

Matrix for Axon-inspired Communication, The 4th IEEE International

Conference on E-Health and Bioengineering – EHB 2013, 21-23

Noiembrie, Iași, pp. 1-4, 2013

[Rot, 14] M. Rotariu, F. Munteanu, M. Turnea, D. Arotaritei – Modeling and

Design of Prosthetic Abutment System to Evaluate the Complex Interface,

Advanced Concepts in Mechanical Engineering, ACME, 2014

[San, 05] J.E. Sandersa, S.G. Zachariaha, A.K. Jacobsena, J.R. Fergason –

Changes in interface pressures and shear stresses over time on trans-

tibial amputee subjects ambulating with prosthetic limbs: comparison of

diurnal and six-month differences, Journal of Biomechanics, vol 38,

1566-1573, 2005

[San, 07] J.E Sanders, E.L. Rogers, D.C. Abrahamson – Assessment of residual-limb

volume change using bioimpedence, Rehabil Res Dev., 44 (4), 525-35, 2007

[San, 11] J.E. Sanders, S. Fatone – Residual limb volume change: Systematic

review of measurement and management, Journal of Rehabilitation

Research & Development, Volume 48 Number 8, 949-986, 2011

[San, 93] J.E. Sanders, C.H. Daly – Normal and shear stresses on a residual

limb in a prosthetic socket during ambulation : Comparison of finite

element results with experimental measurements, Journal of Rehabilitation

Research and Development, Vol . 30, No. 2, 191-204, 1993

[San, 97] J.E. Sanders, D. Lam, Alan J. Dralle, R. Okumura – Interface pressures

and shear stresses at thirteen socket sites on two persons with

transtibial amputation, Journal of Rehabilitation Research and

Development Vol. 34, No. 1, 19-43, 1997

[Sbe, 08] T. Sbenghe – Kinesiologie. Ştiinţa mişcării, Editura Medicală, Bucureşti, 21-

43, 2008


72

[Sbe, 87] T. Sbenghe – Kinetologie profilactică, terapeutică şi de recuperare,

Editura Medicală, Bucureşti, 17-39, 1987

[She, 01] J.A. Sherratt, M.A.J. Chaplain – A new mathematical model for

avascular tumour growth, J. Math. Biol., Vol. 43, 291-312, 2001

[Sor, 04] Ş.M. Constantin, V.D. Poenaru – Mersul uman, Editura Mirton,

Timişoara, 55-59, 2004

[Ste, 02] P. Stephenson, B.B. Seedhom – Estimation of forces at the interface

between an artificial limb and an implant directly fixed into the femur in

above-knee amputees, Journal of Orthopaedic Science, vol 7, 292–297, 2002

[Suh, 86] N.P. Suh – Tribophysics, Prentice-Hsll Inc., Englewood Cliffs, New

Jersey, 1986

[Sus, 99] J.H. Susan – Basic Biomechanics, McGraw-Hill, 1999.

[Tek] F-Socket™ System, in-socket analysis, http://www.tekscan.com/

prosthetic-in-socket-pressure-distribution

[Tud, 02] A. Tudor – Frecarea şi uzarea materialelor, Ed. BREN, București, 2002

[Tur, 02] M. Turnea, D. Baran, C. Corciovă, A. Bădescu – Analiza Fractală în

caracterizarea interfeței Biomaterialelor, Analele Societății Naționale

de Biologie Celulară, 58-64, 2002

[Tur, 03] M. Turnea, D. Baran, C. Corciovă – Metode biomatematice de

caracterizare a interfeței biomaterial-țesut gazdă, Analele Societății

Naționale de Biologie Celulară, vol. 8, 490-497, 2003

[Tur, 12a] M. Turnea, M. Ilea, D. Boldureanu, M. Rotariu – Mathematical

Modeling of Blunt-Prosthesis Systems, Metalurgia International, Vol.

XVII, No. 5, 208-215, 2012

[Tur, 12b] M. Turnea, M. Ilea, D. Boldureanu, M. Rotariu – Numerical simulations

of blunt-prosthesis-rod complex, Metalurgia International, Vol. XVII, No.

11, 94-99, 2012

[Tur, 12c] M. Turnea, C. Corciova, M. Rotariu – Modeling and Simulation of

Muscle Mecanics, 5th International Conference „Biomaterials, Tissue

Engineering & Medical Devices“, BiomMedD, 29 August – 1

septembrie, 2012

[Tur, 13a] M. Turnea, M. Rotariu, M. Ilea – Utilizarea sistemului postural

antigravitațional dinamic în kinetoterapie, Slănic-Moldova, 2013

[Tur, 13b] M. Turnea, M. Rotariu, D. Arotaritei – Mathematical Modeling and

Simulation for Keloid Scars Formation From The Prosthetic Blunt

Socket, ATEE, 2013

[Tur, 14] M. Turnea, M. Rotariu, D. Arotaritei, M. Ilea – Modeling and

Simulation Keloid Scar Formation from Biphasic Contact Blunt-

Prosthesis, Advanced Concepts in Mechanical Engineering, ACME, 2014

[Vei, 12] N.K. Veijgen, M.A.Masen, E.van der Heide – A novel approach to

measuring the frictional behaviour of human skin in vivo, Tribology

International, Vol. 54, 38-41, 2012

[War, 97] J.P. Ward, J.R. King – Mathematical modelling of avascular-tumour

growth, IMA Journal of Mathematics Applied in Medicine & Biology,

Vol.14, 39-69, 1997

[War, 99] J.P. Ward, J.R. King – Mathematical modelling of avascular-tumour

growth II: Modelling growth saturation, IMA Journal of Mathematics

Applied in Medicine and Biology 16, 171-211, 1999

[Web, 91] D. Weber, et al. – Clinical aspects of lower extremity prosthetics, Elgan

Enterprises, Canada, 1991


73

[Wil, 94] William C., Ph.D. Whiting; Stuart, Ph.D. Rugg – Dynatomy: Dynamic

Human Anatomy, vol. 10, Human Kinetics Publishers, 115 apud

Burstein&Wright, 2005

[Yal, 10] G. Jarl – Accuracy and precision of a technique to assess residual limb

volume with a measuring-tape, Master’s Thesis, Jönköping, June 2003

[Yal, 10] K.M. Yalamanchili – Development of software to estimate pressures on the

residual limbs of amputees by means of a pylonmounted transducer, 2010

[You, 12] A.E. Yousif, A.A. Sadiq – The Design, Development and Construction of

an Adjustable Lower Extremity, IOSR Journal of Engineering

(IOSRJEN) 2 (10), 30-42, 2012

[Yue, 2000] A. Yuehuei, R. Draughn – Mechanical Testing of Bone and the Bone –

Implant Interface, CRC Press LLc, London, New York, Washinghton

D.C., 2000

[Zah, 94] C. Zaharia – Elemente de patologie a aparatului locomotor, Editura

Paideia Bucureşti, 18-32, 1994

[Zam,06] E. Zamora – Anatomia omului. Aparatul locomotor, artrologie şi

biomecanică, Editura Risoprint, Cluj-Napoca, 41-67, 2006

COMBATEREA UZURII CUPLEI BONT-LINER-SOCKET, … · Metode indirecte de evaluare a bontului ......

Documents

Transcript of COMBATEREA UZURII CUPLEI BONT-LINER-SOCKET, … · Metode indirecte de evaluare a bontului ......