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UNIVERSIDADE DE MOGI DAS CRUZES
WILSON CARLOS DA SILVA JUNIOR
DESENVOLVIMENTO DE UMA PRÓTESE ATIVA DE BAIXO
CUSTO PARA AMPUTADOS TRANSFEMORAIS
Mogi da Cruzes,SP
2010
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1
UNIVERSIDADE DE MOGI DAS CRUZES
WILSON CARLOS DA SILVA JUNIOR
DESENVOLVIMENTO DE UMA PRÓTESE ATIVA DE BAIXO
CUSTO PARA AMPUTADOS TRANSFEMORAIS
Tese apresentada ao programa de Pós-Graduação
da Universidade de Mogi das Cruzes como parte
dos requisitos para a obtenção do título de Doutor
em Engenharia Biomédica.
Área de concentração: Instrumentação Biomédica
Prof. Orientador: Dr Jean- Jacques Bonvent
Mogi das Cruzes, SP
2010
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DEDICATÓRIA
A cada dia eu me convenço que o amor, o verdadeiro amor, é uma
experiência individual e que, por isso, a reciprocidade não é condição para que esse
sentimento se mantenha vivo e forte na alma.
A intensidade do amor, dedicado a alguém, deveria ser medida por quantas
vezes no dia você pensa na amada, quantos sonhos por noite você tem com ela, e o
mais importante: quantas promessas e pedidos feitos por ela você jamais esqueceu
e atendeu mesmo passados muitos anos.
Essas palavras fazem parte de uma promessa feita em 26 de setembro de
2000, à pessoa, a única a quem amei em toda minha vida e que ainda me motiva a
progredir, perseguindo os meus sonhos e buscando realizações, ou seja, fazendo-
me sentir vivo...
Essas palavras são para aquela que em uma carta escreveu que não
conseguia pensar em estarmos separados, carta que guardo com muito carinho e
que me dá esperanças, sempre.
Este trabalho é dedicado a Patrícia . . . . . . que me fez ver a vida por uma
óptica diferente, e a quem nunca quis magoar, seja por minhas falhas, ações, ou até
mesmo por algo que deixei de fazer.
Da minha parte, a certeza de que esse sentimento que me anima e me dá
forças, vem de muito longe, de outras vidas e que continuará muito além desta.
5
AGRADECIMENTOS
Ao professor Dr. Jean-Jacques Bonvent, meu orientador, por ter participado
de forma decisiva deste trabalho, como se espera de um orientador, mas sempre
com a ponderação das pessoas evoluídas.
Ao grande amigo Núcio Theodório pela presença constante nos debates
sobre o trabalho.
Ao amigo Flávio Felix Costa de Lima pela ajuda no desenvolvimento do
projeto da prótese que evoluiu para o modelo que utilizamos nos testes.
À amiga Vanessa Seriacopi pelas sugestões iniciais sobre a programação dos
equipamentos
Ao Engenheiro Dr. Ricardo do Carmo Fernandes Gerente de
Desenvolvimento de Produtos Tecnologia e Processos da Companhia Brasileira de
Alumínio- CBA, pela imensurável ajuda na execução desse projeto.
Ao Sr. José Celso de Azevedo Junior, diretor da Excel Sensores Indústria
Comércio e Exportação, pelas sugestões e opiniões técnicas.
À professora Maria Cecília Mendes Gomes de Campos Sales, pela revisão do
texto inicial apresentado.
Á professora Alessandra Paula Noronha pela revisão final do texto e
sugestões inteligentes e competentes ao trabalho.
Aos professores Wallace Ferreira, Paulo Emanuel, Nilson Tamashiro, André
Ferrus Filho, Fábio Rubio, Antonio Capristano e Rubens Dechechi, pela colaboração
na fase de planejamento e execução da prótese com os programas de CAM e micro
controlador PIC, bem como pela análise estrutural do projeto.
Á minha família desde meus avôs maternos, João Batipsta Alves e Luiza de
Oliveira Alves, que incutiram na família a importância dos estudos, passando pelos
meus pais, Wilson Carlos, um batalhador, minha mãe Maria de Lourdes B. Alves da
Silva e tios Antonio Odair Alves, incansável e João de Oliveira Alves. Aos meus
irmãos Foster Jairo Carlos Alves da Silva, Denise Isabel Carla Alves da Silva,
Monice Carlota Alves da Silva, Maria Luiza Cristina Carlos Alves da Silva e João
Antonio Alves Carlos da Silva e ao sobrinho João Gabriel Alves da Silva.
Ao gestor Marco Antonio Fumagalli pelo apoio nos momentos cruciais,
permitindo que tivéssemos a tranqüilidade para a conclusão deste trabalho.
Á amiga Maria Idati pelas sugestões preciosas para a formatação final do
texto e discussões sobre o trabalho.
Ao prof. Valcir Shigeru, Diretor Geral da Fundação Salvador Arena, pelo
incentivo, e apoio total para que o trabalho chegasse a um porto seguro.
Á Fundação Salvador Arena pelo apoio irrestrito ao meu projeto de doutorado.
Á Universidade de Mogi das Cruzes -UMC pela oportunidade de realizar o
trabalho neste instituição onde iniciei minha vida docente e onde realizei minha
graduação, em especial ao Núcleo de Pesquisas Tecnológicas – NPT.
Á Fundação de Amparo ao Ensino e Pesquisa- FAEP pela bolsa concedida
como docente da Universidade de Mogi das Cruzes
6
“Em todo o mundo... Minorias étnicas continuam a ser desproporcionalmente
pobres desproporcionalmente afetadas pelo desemprego e desproporcionalmente
menos escolarizadas que os grupos dominantes. Estão sub-representados nas
estruturas políticas e super-representados nas prisões. Têm menos acesso a
serviços de saúde de qualidade e, conseqüentemente, menos expectativa de vida.
Estas, e outras formas de injustiça racial, é a cruel realidade do nosso tempo,
mas não precisam ser inevitáveis no nosso futuro”.
Kofi Anann
7
RESUMO
No Brasil o número de pessoas com amputações em membros inferiores tem
aumentado significativamente nas últimas décadas e o serviço publico de saúde não
tem recursos orçamentários para atender a todos com próteses inteligentes, devido
ao custo ser inacessível para a maioria da população. Neste trabalho foi
desenvolvido um sistema inteligente de aquisição de dados utilizando o membro
inferior preservado que permitiu o projeto e implementação de um sistema
eletromecânico micro controlado para o acionamento de uma prótese de amputação
unilateral transfemoral de baixo custo, funcional e que requer pouca
manutenção.Foram realizadas simulação de resistência mecânica dos componentes,
ensaios eletrônicos para a placa construída, testes com o sistema de acionamento
micro controlado, ensaios com os sensores de pressão (células de carga), analises
com a técnica de elementos finitos que fundamentou a seleção dos materiais. O
alumínio foi o material mais apropriado devido a sua densidade de 2,68 g/cm³,
obtendo-se uma prótese com menor massa, portanto utilizando um micro motor de
menor potência. As simulações foram realizadas utilizando o software Solid Works®
(versão 2007) e o ABAQUS®. Os testes realizados mostraram que o controle da
marcha em pacientes protetizados pode ser feito por meio de sensores de carga e
de movimento angular instalados na perna preservada, que é utilizada como espelho
do movimento da prótese. Estes sensores permitiram que o custo de fabricação da
prótese seja menor que a prótese inteligente mais utilizada atualmente. Essa
pesquisa tem a intenção de colocar a ciência a serviço da humanidade,
promovendo, por meio de estudos científicos desenvolvimento de tecnologias, o bem
estar, a sustentabilidade e, sobretudo a diminuição das distâncias sociais.
Palavras chaves: Próteses inteligentes. Reabilitação. Biomecânica. Robótica.
Micro-controlador.
8
ABSTRACT
In Brazil the number of people with lower limb amputations has increased
significantly in the last decades and public health service has no budget resources to
serve all with intelligent prostheses, due to the fact the cost being unaffordable for
most people. In this work we have developed an intelligent data acquisition system
using the preserved leg that allowed the design and implementation of a micro
electromechanical system controlled to switch on a unilateral transfemoral
amputation prosthesis which is inexpensive, functional and requires little
maintenance care. Several simulation performance test of mechanical strength of
components were realized, testing the electronic plaque built for this purpose, tests
with the action system micro controlled, trials with pressure sensors (load cells),
analysis with the finite element technique which were the base for the selection of
materials.The aluminum was the most suitable material due to its density of 2.68 g /
cm³, obtaining a prosthesis with less mass, therefore using a micro motor of lower
power. The simulations were done using Solid Works ® software (version 2007) and
ABAQUS ®. The tests showed that the control of march in patients fitted with
prostheses can be done through sensors of load and angular movement installed in
the preserved leg, which is used as a mirror of the movement of the prosthesis.These
sensors have enabled the manufacturing cost of the prosthesis been less than the
most intelligent prosthesis currently used. This research intends to put science in the
service of humanity, promoting, through scientific studies of technology development,
welfare, sustainability, and especially the reduction of social gaps when the problem
is related to health care.
Key words: Intelligent Prosthetics. Rehabilitation. Biomechanics. Robotics. Micro-
controller.
9
LISTAS DE ILUSTRAÇÕES
Figura 1 Planos utilizados para análise biomecânica da marcha humana e os
movimentos --------------------------------------------------------------------------------------------21
Figura 2 Movimentos de rotação medial e lateral -------------------------------------------22
Figura 3 Representação dos períodos de apoio e balanço na marcha humana -----23
Figura 4 ilustração de passo e passada -------------------------------------------------------24
Figura 5 Movimentos do quadril durante a realização da marcha fisiológica --------27
Figura 6 Ação do joelho durante a marcha ---------------------------------------------------28
Figura 7 Ação do tornozelo durante a marcha ------------------------------------------------31
Figura 8 Fluido MR sem aplicação de campo magnético e com aplicação de
campo magnético -------------------------------------------------------------------------------------45
Figura 9 Próteses do tipo Mauch SNS, C-leg Otto Bock e Ossur Rheo --------------47
Figura 10 Consumo de oxigênio para os diferentes modelos de próteses -----------48
Figura 11Parâmetros biomecânicos dos três tipos de próteses de joelho mais
utilizados atualmente --------------------------------------------------------------------------------49
Figura 12 Dados Biomecânicos médios de membro inferior no ciclo da caminhada
nos movimentos de flexão e extensão ----------------------------------------------------------50
Figura 13- Esboço inicial, mostrado como o projeto foi concebido em sua primeira
fase -------------------------------------------------------------------------------------------------------52
Figura 14 Sistema de articulação da prótese mostrando vista lateral direita e vista
posterior -------------------------------------------------------------------------------------------------53
Figura 15- Sistema de articulação da prótese, vista explodida mostrando o
posicionamento do micro motor -------------------------------------------------------------------53
Figura 16 Sistema representativo do pé artificial vista lateral ----------------------------54
Figura 17- Sistema de suporte do coto do projeto de prótese idealizado--------------55
Figura 18 Prótese integralmente montada com todas as peças projetadas ----------56
Figura 19Tela inicial do software Abaqus® ---------------------------------------------------57
Figura 20 Procedimentos permitidos pelo Abaqus® ----------------------------------------57
Figura 21 Distribuição da descarga de peso no período de aceitação e no
período de transferência ----------------------------------------------------------------------------59
Figura 22- mostra as células de carga fabricadas para esse projeto prótese
transfemoral --------------------------------------------------------------------------------------------59
Figura 23 A localização do extensômetro na célula de carga e imagem mostrando o
circuito elétrico ---------------------------------------------------------------------------------------60
Figura 24- Circuito elétrico das células de carga de Ø=20 mm e Ø = 50 mm.--------60
Figura 25 Esquema do amplificador para instrumentação dos sinais das células de
carga -----------------------------------------------------------------------------------------------------61
Figura 26-aparato para ensaios das células de carga --------------------------------------62
Figura 27-(a) Esquema do eletro-goniômetro e (b) vista explodida do encoder------63
Figura 28 sistema de fixação do eletro-goniômetro no membro inferior -------------63
Figura 29-a) perna articulada b) detalhe do suporte do potenciômetro ----------------64
10
Figura 30 a) potenciômetro encaixado no suporte b) vista interna do suporte c)
conjunto suporte e potenciômetro e pino vazado com detalhe de chaveta------------64.
Figura 31 - detalhes do rasgo de chaveta e da peça de latão da articulação -------65
Figura 32- fluxograma de planejamento e fabricação do circuito de controle --------65
Figura 33- Esquema do circuito de controle digital Micro controlado -------------------66
Figura 34- Vistas frontal e posterior do circuito de controle------------------------------- 67
Figura 35- Desenho esquemático do circuito ponte H para o motor de controle da
prótese ---------------------------------------------------------------------------------------------------69
Figura 36- Imagem do circuito ponte H, durante um teste de acionamento do micro
motor -----------------------------------------------------------------------------------------------------68
Figura 37- Imagem do conjunto dos circuitos para a realização dos testes de
acionamento e controle do micro motor ---------------------------------------------------------69
Figura 38- palmilha instrumenta com duas células de cargas ----------------------------70
Figura 39- aparato de teste do sistema transmissão, recepção e acionamento da
articulação do joelho da prótese ------------------------------------------------------------------70
Figura 40- Vista lateral esquerda da imagem do cartucho na tela do Abaqus com
tensões desenvolvidas, valores em MPa.-------------------------------------------------------73
Figura 41- vista posterior do da imagem do cartucho na tela do Abaqus com
tensões desenvolvidas, valores em MPa -------------------------------------------------------74
Figura 42- Vista inferior do da imagem do cartucho na tela do Abaqus com tensões
desenvolvidas, valores em MPa ------------------------------------------------------------------74
Figura 43- da imagem da peça de sustentação da articulação na tela do ABAQUS
com tensões desenvolvidas, valores em MPa------------------------------------------------75.
Figura 44- Vista lateral direita na peça de sustentação da articulação na tela do
ABAQUS com tensões desenvolvidas, valores em MPa. --------------------------------- 76
Figura 45. Vista frontal na peça de sustentação da articulação na tela do ABAQUS
com tensões desenvolvidas, valores em MPa ------------------------------------------------76
Figura 46- Vista lateral direita da peça que desempenha o papel da canela,
mostrando as tensões desenvolvidas, valores em MPa ------------------------------------77
Figura 47- Vista lateral esquerda da peça que desempenha o papel da canela,
mostrando as tensões desenvolvidas, valores em MPa. -----------------------------------77
Figura 48- Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de
900N. -----------------------------------------------------------------------------------------------------79
Figura 49 - Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de
850N ------------------------------------------------------------------------------------------------------80
Figura 50- Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de
700N ------------------------------------------------------------------------------------------------------80
Figura 51- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 900N. ----------------------------------------------------------------------------------------81
Figura 52- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 900N.----------------------------------------------------------------------------------------81
11
Figura 53- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 850--------------------------------------------------------------------------------------------82
Figura 54- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 700N ----------------------------------------------------------------------------------------82
Figura 55- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga
de 900N -------------------------------------------------------------------------------------------------83
Figura 56- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga
de 850N -------------------------------------------------------------------------------------------------84
Figura 57- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga
de 700N ------------------------------------------------------------------------------------------------84
Figura 58- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 900N ----------------------------------------------------------------------------------------85
Figura 59- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com
carga de 850N -----------------------------------------------------------------------------------------86
Figura 60- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com-86
Figura 61- Peças usinadas para a montagem do pé artificial em duas vistas
diferentes ------------------------------------------------------------------------------------------------88
Figura 62- Pé artificial montado em duas vistas diferentes -------------------------------89
Figura 63- pé artificial em testes com o sistema de acionamento da prótese --------89
Figura 64- Curva de calibração da célula de carga de 20 mm de diâmetro -----------90
Figura 65- Curva de calibração da célula de carga de 50 mm de diâmetro ----------90
12
LISTAS DE TABELAS
Tabela 1-Dados técnicos do micro motor -----------------------------------------------------67
Tabela 2- Dados técnicos e dimensionais do micro motor ---------------------------------67
Tabela 3- Parâmetros das simulações de tensão e deslocamento ---------------------71
Tabela 4- Propriedades mecânicas da liga de alumínio 5052 H32----------------------78
Tabela 5- Composição química da liga de alumínio 5052 H32 ---------------------------78
Tabela 6- Resultados dos ensaios de tensão nas porções anterior e posterior ------87
Tabela 7- Resultados dos ensaios de deslocamento nas porções anterior e posterior
--------------------------------------------------------------------------------------------------------------88
Tabela 8- Calibração da célula de carga de 20 mm de diâmetro ------------------------90
Tabela 9- Calibração da célula de carga de 50 mm de diâmetro ------------------------90
13
LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES
ASTM American Society for Testing and Materials
Bit BInary digiT
CBA Companhia Brasileira de Alumínio
CAM Computer-aided manufacturing
CNC Computer Numeric Control
LCD Liquid crystal display
DAP Doença arterial periférica
DVP Doença vascular periférica
EIA Electronic Industries Association
EBMAM Estudo Brasileiro de Monitorização de Amputações de Membros Inferiores
ER Eletroreológico
MR Magnetoreológico
ISO International Organization for Standardization
MIT Massachussetts Institute of Technology
OMS Organização Mundial da Saúde
OPAS Organização Pan-Americana de Saúde
PIC Peripherical Interface Controller
PWM Pulse-Width Modulation
RS Recommended Standar
14
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO ----------------------------------------------------------14
1.1 OBJETIVOS ------------------------------------------------------------------16
1.1.1 Objetivo Geral -----------------------------------------------------------------------------16
1.1.2 Objetivos Específicos ------------------------------------------------------------------------16
1.1.3 Delimitação do Trabalho --------------------------------------------------------------------17
1.1.4 Justificativa ------------------------------------------------------------------------------17
2. CONCEITOS TEÓRICOS -------------------------------------------------------19
2.1 A MARCHA HUMANA -----------------------------------------------------------19
2.2 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO QUADRIL -------------------------------26
2.3 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO JOELHO --------------------------------27
2.4 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO TORNOZELO -------------------------29
2.5 AMPUTAÇÃO DE MEMBROS INFERIORES ---------------------------32
2.5.1 DISFUNÇÕES DA MARCHA DE AMPUTADOS TRANSFEMORAIS
PROTETIZADOS ------------------------------------------------------------------------------------ 36
2.6 REABILITAÇÃO ----------------------------------------------------------------38
3 ESTADO DA ARTE --------------------------------------------------44
4 MATERIAIS E MÉTODOS ------------------------------------------51
4.1 PROJETO MECÂNICO DA PRÓTESE -----------------------------------51
4.2 SISTEMA DE CONTROLE E ACIONAMENTO DA PRÓTESE------58
4.2.1 PALMILHA INSTRUMENTADA -------------------------------------------58
4.2.2 DISPOSITIVO DE CAPCTAÇÃO DA POSIÇÃO ANGULAR DA
ARTICULAÇÃO DO JOELHO ---------------------------------------------------62
4.2.3 CIRCUITOS ELÉTRICOS DE CONTROLE E ACIONAMENTO DA
PRÓTESE ------------------------------------------------------------------------------65
4.2.4 ANÁLISE DOS TESTES DO SISTEMA DE ACIONAMENTO DA
ARTICULAÇÃO DO JOELHO DA PRÓTESE -----------------------------------------------70
4.3 TESTES DE CARGA E DESLOCAMENTO-----------------------------71
5 RESULTADOS E DISCUSSÃO------------------------------------73
6 CONCLUSÕES ---------------------------------------------------------92
REFERÊNCIAS -----------------------------------------------------------94
APÊNDICES -------------------------------------------------------------104
ANEXOS ------------------------------------------------------------------122
15
1 INTRODUÇÃO
No Brasil o número de pessoas com amputações em membros inferiores tem
aumentado significantemente nas últimas décadas. Entre as causas desse aumento
estão os acidentes de trânsito e as complicações decorrentes do diabetes mellitus
(SPICHLER, 2008).
O diabetes mellitus é um distúrbio causado pela falta total ou parcial de
insulina no organismo e incide, segundo o Censo Brasileiro de diabetes, em cerca
de 7,6% da população urbana entre 30 e 69 anos. Fatores genéticos associados à
obesidade e ao sedentarismo são considerados como riscos para o desenvolvimento
do diabetes.
Segunda a Organização Pan-Americana de Saúde (OPAS), órgão ligado à
Organização Mundial da Saúde (OMS), existe uma epidemia de diabetes em curso.
Em 1985 foram contabilizados em todo o mundo trinta milhões de pacientes. Uma
década depois, esse número triplicou, atingindo cento e trinta e cinco milhões de
pacientes. Em 2000 a OMS estimou o total de pacientes em cento e setenta e sete
milhões. (OPAS, 2008).
Os sintomas mais comuns da doença são: cansaço, perda de peso, sede
excessiva, cicatrização difícil e necessidade freqüente de urinar. Quando não
controlada, a diabetes pode causar cegueira, enfarte do miocárdio, problemas renais
e gangrena dos membros inferiores (SPICHLER, 2008), o que pode levar a
amputações.
O “pé diabético”, como é conhecida, é uma enfermidade resultante de
alterações nos vasos sanguíneos e nos nervos, causando ulceração nas
extremidades que são submetidas a intervenções cirúrgicas. O diabetes é a causa
mais freqüente de amputações não acidentais das extremidades inferiores (OPAS,
2008).
As amputações de pés, pernas e coxas em pacientes com doença arterial
periférica (DAP) e diabetes mellitus, aumentaram cinco vezes na cidade do Rio de
Janeiro entre 1990 e 2000. Grande parte delas poderia ter sido evitada, pois a
imensa maioria (97,7%) dessas cirurgias, denominadas amputações primárias, foi
realizada sem que antes tivesse sido feito o procedimento vascular para
restabelecer o fluxo arterial (SPICHLER, 2008.).
16
Os dados disponíveis no Estudo Brasileiro de Monitorização de Amputações
de Membros Inferiores (EBMAM), coletados entre 1990 e 2000, mostram a relação
entre os casos de diabetes e as amputações e o precário atendimento de
protetização dos pacientes.
Esse estudo mostra que 70% dos casos de amputações de coxas são
realizados como casos primários e que homens com idade média de 65 anos são
duas vezes mais submetidos a amputações quando comparados ao restante da
população.
Já entre as mulheres diabéticas, a taxa de mortalidade é de 22%. Cabe
ressaltar que apenas 7% dos amputados portadores de diabetes são encaminhados
para a reabilitação e colocação de próteses (ORGANIZAÇÃO PAN-AMERICANA DE
SAÚDE, 2008).
No Brasil são dois os principais motivos que justificam o desenvolvimento de
projetos de pesquisa multidisciplinares voltados para a engenharia de reabilitação,
com foco no desenvolvimento de próteses de baixo custo:
a) O envelhecimento da população e o consequente aumento de doenças
degenerativas que levam a amputações de membros;
b) A necessidade de dar assistência aos milhões de amputados que
dependem exclusivamente de atendimentos do setor público para a reabilitação.
No Brasil faltam dados estatísticos sobre o número de pessoas que
necessitam de algum tipo de equipamento ligado à área de reabilitação. Desde a
década de noventa, o governo brasileiro tem destinado recursos, por meio da
Secretaria da Ciência, Tecnologia e Insumos Estratégicos do Ministério da Saúde
1
para pesquisas multidisciplinares objetivando o desenvolvimento de novas
tecnologias que possam promover a melhoria na qualidade de vida dessas pessoas.
Participam desses grupos pesquisadores de áreas da Saúde, Engenharias,
Ciência da Computação, Física entre outras.
Neste trabalho foi elaborado um projeto de prótese inteligente de membro
inferior, cuja complexidade, mobilizou estudos em várias áreas do conhecimento,
tais como: biomecânica da marcha humana, reabilitação, mecânica e automação,
utilizadas na análise da adaptação da prótese desenvolvida.
1
Informação em http://portal.saude.gov.br/portal/saude/Gestor/area.cfm?id_area=1504 ,
com acesso em 10/11/09
17
Outro aspecto estudado neste projeto foi a automação de próteses, já que no
Brasil há grande disparidade entre qualidade e preço,o que acaba impedindo o
acesso de muitos pacientes ao processo de protetização, seja pela não adaptação à
prótese selecionada, seja pelo alto custo do modelo especificado.
Segundo a literatura, o principal motivo para a não adaptação às próteses é a
qualidade inferior dos modelos de baixo custo existentes no mercado.
Os componentes eletromecânicos das próteses inteligentes são responsáveis
pelos altos custos praticados, por isso as pesquisas de novos tipos de acessórios e
materiais são importantes, pois ampliam as opções dos amputados, garantindo-lhes
próteses de qualidade e preços acessíveis.
Em geral, a qualidade de vidas dos amputados é bastante afetada, seja pela
menor mobilidade ou por fatores psicológicos. É preciso promover não só a
recuperação física e psicológica desses indivíduos, como também garantir meios
que lhes permitam retornar às atividades laborais. Esta é uma tarefa que demanda a
participação de equipes multidisciplinares.
1.1 OBJETIVOS
1.1.1 Objetivo Geral
O objetivo geral deste trabalho é projetar e fabricar um sistema
eletromecânico para acionamento de uma prótese micro controlada para membro
inferior que seja de baixo custo e que possa ser submetida à apreciação do serviço
público de saúde.
1.1.2 Objetivos Específicos:
Elaborar um programa para controle da prótese a fim de difundi-lo nas
escolas de Engenharia, Tecnologia e Companhias de Projetos Mecânicos;
Fabricar um protótipo da prótese projetada e realizar testes de acionamento
por meio do micro controlador PIC;
18
Utilizar sensores de carga e de movimento angular como indicadores para os
movimentos da prótese projetada, diminuindo o tempo de adaptação do
amputado à prótese;
Utilizar uma programação conhecida, compatível com um micro controlador
PIC, diminuindo as dimensões dos acessórios de controles de uma prótese;
Fabricar uma prótese inteligente para amputados transfemorais que seja de
baixo custo e oferecer o projeto ao Sistema Único de Saúde – SUS;
Projetar um sistema de articulação do joelho usando engrenagens.
1.1.3 Delimitação do Trabalho
O foco deste trabalho é o desenvolvimento do projeto de uma prótese ativa de
baixo custo para amputados transfemorais e a avaliação da eficácia do sistema de
acionamento da prótese projetada.
Cabe ressaltar que não foram realizados testes com humanos, por isso não
se deve esperar resultados sobre a utilização da prótese em voluntários neste
estágio da pesquisa.
1.1.4 JUSTIFICATIVA
Em documento redigido por ocasião da Conferência Mundial sobre Ciência e
o Uso do Conhecimento Científico realizada em Budapeste chamou-se a atenção da
comunidade científica para a importância de colocar a ciência a serviço da
humanidade, promovendo, por meio de pesquisas e desenvolvimento de
tecnologias, o bem estar, a sustentabilidade e, sobretudo, a diminuição das
distâncias sociais.(SCIENCENET,1999)
Nesse mesmo documento constatou-se que pesquisas na área de saúde não
têm beneficiado os países de forma igualitária, prevalecendo o poder econômico das
19
potências mundiais, ou seja, as nações periféricas continuam padecendo de males
que poderiam ser evitados ou atenuados por falta de investimentos em pesquisas,
principalmente do setor público, que deveria garantir o direito à saúde e dignidade a
todos os cidadãos.
O desejo de desenvolver um projeto comprometido com a melhoria da
qualidade de vida de pessoas mutiladas, seja em decorrência de doenças
congênitas, fatalidades ou mesmo catástrofes naturais, motivou a elaboração e o
desenvolvimento desta pesquisa.
Espera-se, com este trabalho oferecer, principalmente às parcelas menos
favorecidas da sociedade, o acesso aos benefícios da ciência e da tecnologia na
área de reabilitação.
20
2 CONCEITOS TEÓRICOS
2.1 A MARCHA HUMANA
Qualquer estudo que tenha como foco o tratamento de pacientes que utilizam
órteses ou próteses, deve partir do conhecimento da marcha humana normal a fim
de reconhecer quais fatores pressupõem a marcha patológica.
Segundo Henning (1999),a locomoção humana é resultante de várias
atividades musculares e, ainda que se deva considerar o andar como uma ação
aprendida e por isso suscetível a características individuais, há similaridades na
maneira como a maioria das pessoas anda.
Ao se analisar o andar humano, as similaridades e as diferenças devem ser
consideradas com intuito de descrever como essas variações podem representar
mudanças no padrão de locomoção.
Os médicos necessitam de critérios objetivos para a análise dos problemas de
locomoção, para deliberar sobre procedimentos cirúrgicos, órteses, fisioterapia e
medicamentos (BORGNETH, 2004). Desta forma, a análise de marcha tornou-se
objeto de estudo dentro da área de pesquisa em reabilitação, em particular na
biomecânica.
A marcha humana fisiológica, ou deambulação, é descrita como uma série de
movimentos alternantes, rítmicos, das extremidades e do tronco que determinam um
deslocamento da pelve diante do centro de gravidade. No corpo humano o Centro
de Gravidade está localizado na segunda vértebra sacral (BARELA, 2005).
Segundo Davis (1997), a análise da marcha fornece parâmetros biodinâmicos
que permitem a interpretação dessas informações, visando a identificar desvios em
relação ao padrão de normalidade da marcha. Com base nessa análise são feitas
recomendações de tratamentos individualizados aos pacientes.
A utilização de parâmetros para analisar a marcha fisiológica é importante
por permitir a programação adequada do controle eletrônico das próteses,
identificando as variáveis quantitativas que podem ser usadas na descrição,
comparação e interpretação de movimentos nas diferentes situações, normais ou
patológicas.
21
Tradicionalmente em biomecânica, classificam-se as variáveis em
cinemáticas, antropométricas, dinâmicas e eletromiográficas. Essas variáveis podem
ser usadas isoladas ou conjuntamente, de acordo com a necessidade e a
disponibilidade para análise de um determinado movimento.
As variáveis mais comumente utilizadas na análise de marcha são as
variações nos ângulos, momentos de força e padrões de ativação eletromiográfica
da musculatura adjacente das articulações do tornozelo, joelho, quadril e pelve
durante um ciclo de marcha.
Essas variáveis caracterizam-se por fornecerem informações importantes a
respeito de uma articulação ou complexo articular específico. Pode-se, desta forma,
identificar em quais articulações e de que modo as mudanças em relação ao padrão
normal estão ocorrendo. Contudo, como o corpo humano é um sistema articulado,
qualquer movimento alterado em uma de suas partes, afetará o resultado global da
marcha. A análise de todos os segmentos corporais concomitante à trajetória do
centro de massa do corpo é de grande importância para a compreensão de
eventuais distúrbios do movimento durante a marcha (ANDRADE, 2002).
Aprende-se na cinética que para que o estudo dos movimentos possa ser
realizado é necessário um referencial, sem o qual se pode obter respostas
incompletas. No movimento humano não é diferente, deve-se ter um ponto
considerado a posição zero ou referencial.
Visando ao estudo dos movimentos humanos o corpo humano é divido em
planos designados: frontal, transversal e sagital; conforme representado na figura 1 .
22
Figura 1- Planos utilizados para análise biomecânica da marcha humana e os
movimentos(KENDALL, 2000).
Em cada plano são definidos eixos imaginários a partir dos quais ocorrem os
movimentos. No plano sagital tem-se o eixo de mesmo nome em torno do qual são
realizados os movimentos adução e abdução; o eixo frontal localizado no plano frontal
abriga os movimentos de extensão e flexão; e por último tem-se o eixo longitudinal onde
ocorrem os movimentos de rotação lateral e medial.
Em relação aos planos pode-se defini-los da seguinte forma:
O plano sagital é vertical e se estende da frente para trás, sendo assim
nomeado devido à direção da sutura sagital do crânio, podem também
ser denominado plano antero-posterior. O plano sagital mediano divide
o corpo em metades direita e esquerda.
O plano frontal é vertical e se estende de um lado para outro e seu
nome é devido à direção da sutura coronal do crânio. Ele pode ainda
ser denominado de coronal ou lateral.
23
O plano Transversal ou Horizontal divide o corpo nas partes superior
(cranial) e inferior (caudal).
Os dois últimos movimentos a serem definidos são o de rotação e de
inclinação. A rotação acontece no plano transversal ao redor do eixo longitudinal,
conforme pode ser observado na figura 2.
Figura 2 - Movimentos de rotação medial e lateral - Músculos Provas e Funções (KENDALL, 2000).
A marcha humana é composta por ciclos e tem início quando um calcanhar
entra em contato com o solo e termina no momento em que o mesmo calcanhar toca
o solo novamente (FILIPPO, 2006).
O ciclo da marcha é dividido em duas fases: fase de apoio e de balanço,
ambas representadas na figura 3.
24
Durante o período de apoio, o pé toca a superfície de contato, enquanto que
no período de balanço, o mesmo pé não tem contato algum com essa superfície e a
perna oscila em preparação para o próximo contato desse pé com a superfície.
A fase da marcha, denominada apoio, geralmente é subdividida em três
intervalos relacionados com a disposição das regiões do pé que está em contato
com o solo: apoio duplo inicial, quando os dois pés estão tocando a superfície de
contato; apoio simples, quando um pé está oscilando enquanto o outro está em
contato com a superfície; e apoio duplo final, quando os dois pés tocam a superfície
de contato novamente (BARELA, 2005).
Figura 3- Representação dos períodos de apoio e balanço na marcha humana (BARELA, 2005).
O andar é composto por ciclos repetitivos de passos e passadas, como
ilustrado na figura 4. Um ciclo do andar é caracterizado pelo início de um
determinado evento por um membro, como por exemplo, o contato da região do
calcanhar com o solo e continua até que o mesmo evento se repita novamente com
o mesmo membro (SODERBERG,1990 apud FILIPPO, 2006).
O passo refere-se ao início de um evento por um membro até o início do
mesmo evento com o membro contra lateral; a passada refere-se a um ciclo
completo do andar, que se refere ao início de um evento por um membro até o início
do mesmo evento com o mesmo membro.
O evento que melhor pode indicar o passo ou a passada é o contato do
calcanhar com a superfície. Em cada passo, o corpo acelera e desacelera
levemente, levanta e abaixa alguns centímetros e ondula levemente de um lado para
o outro, fazendo com que o centro de gravidade do corpo seja deslocado
constantemente (INMAN,. et al 1994).
25
Em cada passada, três tarefas funcionais são realizadas:
Aceitação do peso, em que ocorre a transferência do peso corporal pra um
dos membros;
Apoio sobre um único membro,ocorre sempre que o membro contra lateral
perde o contato com solo, ou superfície de contato;
Avanço do membro em balanço, de modo que para avançar o membro à
frente, esse oscila no mesmo sentido.
Figura 4- ilustração de passo e passada ( BARELA, 2005 ).
Os ossos possuem uma função importante na realização da marcha, mas os
músculos têm o papel de modificadores da posição dos segmentos envolvidos na
marcha. São eles que possibilitam a realização dos movimentos, pois fornecem a
energia necessária e suficiente para a ação motora dos membros concretizando a
marcha.
Segundo Zernicke (1981), o corpo humano pode ser definido fisicamente
como um complexo sistema de segmentos articulados em equilíbrio estático ou
dinâmico, no qual o movimento é causado tanto por forças internas, atuando fora do
eixo articular provocando deslocamentos angulares dos segmentos, quanto por
forças externas ao corpo.
Em contraposição a um corpo rígido, a estrutura biológica do corpo humano
permite a produção de força através da contração muscular, que transforma o corpo
num sistema autônomo e independente acontecendo assim o movimento.
Analisando a marcha humana pode-se afirmar que os músculos
desempenham as seguintes funções:
Realização de trabalho, possibilitando a ações mecânicas dos membros
inferiores, tais como flexão e extensão;
26
Utilização da energia necessária para a manutenção dos segmentos
corpóreos nas posições exatas para a realização e manutenção dos
movimentos;
Absorção de impactos que acontecem durante a marcha evitando danos
maiores às estruturas ósseas que são mais frágeis nestas situações;
Relaxamento após o impulso inicial do movimento;
Geração de momentos que permitem os movimentos da perna, utilizando
60% da energia da marcha para empurrar os membros e 40% para puxar
esses mesmos membros;
Assim, a biomecânica do movimento busca explicar como as formas de
movimento dos corpos de seres humanos acontecem na natureza a partir de
parâmetros cinemáticos e dinâmicos (ZERNICKE,1981).
Todo estudo biomecânico depende da determinação de grandezas
mecânicas, que podem ser interpretadas como propriedades do corpo humano em
análise comportamental, ou mesmo entendidas no processo de desenvolvimento
como sendo passíveis de alterações.
Vários estudos que utilizam parâmetros biomecânicos têm buscado analisar a
relação entre a sensibilidade plantar e o equilíbrio, ressaltando a importância de
estímulos sensoriais que assegurem o controle postural.
Entretanto, no caso de uma amputação, implicando ausência de alguns
segmentos corporais, o coto é o responsável por receber as adaptações sensório-
motoras específicas advindas das exigências como a locomoção, assegurando
aferências somatossensoriais para a manutenção do equilíbrio e possibilitando o
desenvolvimento da marcha.
A distribuição da pressão plantar pode ser utilizada para o estudo das
alterações nas forças que atuam na interface pé-calçado para descrever estratégias
da marcha patológica, bem como quaisquer alterações existentes nos membros
inferiores.
Os resultados obtidos com a análise da distribuição da pressão plantar podem
ser utilizados para o desenvolvimento de próteses mais adequadas a cada paciente,
assim como sinais mioelétricos são empregados no controle de próteses de alta
tecnologia, permitindo a realização de tarefas variadas, porém existe um grande
interesse da comunidade científica no desenvolvimento tecnológico de próteses
27
plenamente antropomórficas, pois elas permitem um menor tempo de adaptação e
aumenta a vida útil da prótese.
Podem-se gerar as chamadas sensações tácteis, de forma segura e com
conforto para o paciente, com a aplicação de estímulos elétricos na superfície da
pele de forma controlada. Esse processo é denominado estimulação eletrotáctil
(ORTOLAN, et al, 2001)
A estimulação eletrotáctil tem sido utilizada para compensar a perda da
propriocepção, ou seja, a capacidade de reconhecer a localização espacial do corpo,
fundamental para o desenvolvimento de próteses mais eficientes. A propriocepção
indica a posição e orientação dos membros do corpo, e o grau de contração
muscular.
2.2 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO QUADRIL
Analisando o quadril na fase de resposta de carga há a geração de um
momento flexor que é reduzido por duas ações diferentes, a saber:
O alinhamento de forma rápida de vetor com o centro corporal que
provoca o movimento da linha de peso para uma posição próxima do
eixo de articulação do quadril;
A criação de um impulso extensor gerado pela propulsão do quadril
através do avanço do tipo mata-borrão e progressão do fêmur e da
tíbia.
Na fase de apoio médio há uma diminuição de forma progressiva na flexão e
tem início a fase de extensão, o que permite que o tronco fique na posição ereta,
esses movimentos são realizados de forma passível. Quando a fase de apoio
simples tem início, há a necessidade da ação dos músculos adutores do quadril para
dar suporte ao corpo em função da queda da pelve.
No apoio terminal, a extensão de forma passiva do quadril tem continuidade
em função do avanço do peso corporal além da base de suporte do pé. As
estruturas articulares anteriores ficam alongadas ao máximo devido à queda do peso
corporal, o que estimula a promoção da geração de uma força restritiva pelo ilíaco;
28
neste momento o músculo abdutor termina a sua ação e tem início a abdução
passiva.
Na fase de pré-balanço tem início a flexão motivada pela transição da
hiperextensão para a posição neutra, o ilíaco está ativo e pode ser acompanhado
pelo reto femoral (SAAD, et.al 1997).
Na fase de balanço inicial o quadril flete de 20° saindo da posição neutra em
que se encontrava, observa-se a ação do ilíaco na posição de principal motor do
avanço da coxa, não podendo ser esquecida a assistência recebida pelos músculos
sartório, grácil e adutor longo.
A figura 5 mostra os movimentos realizados pelo quadril durante a realização
da marcha fisiológica.
Figura 5- Movimentos do quadril durante a realização da marcha fisiológica (KENDALL, 2000).
Percebem-se as variações na localização do centro de gravidade quando do
movimento, este aspecto é muito importante para a obtenção, pelo amputado, de
uma marcha mais próxima da fisiológica;
2.3 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO JOELHO
No início do ciclo da marcha, o joelho está flexionado de 2º a 5º a partir do
último relaxamento muscular. Na fase de balanço, durante a fase de resposta, o
joelho é flexionado no máximo de 15° a 20º. A figura 6 mostra como analisar a ação
29
do joelho pelos parâmetros do movimento angular, momento e energia gerada
durante a marcha.
Entenda-se no exemplo a energia gerada para uma mulher de 35 anos e 65,3
Kg, torque sobre o principal de rotação, ângulo, sendo que torque e energia são
normalizados para o peso da pessoa.
Figura 6- Ação do joelho durante a marcha (SWILLING,1990 ).
Há um momento extensor interno agindo sobre o joelho, resultado da
contração excêntrica do quadríceps. O momento extensor agindo no joelho limita a
velocidade e intensidade da flexão durante a fase de apoio (WHITFLE, 1996).
Durante a fase de resposta de carga, a atividade muscular sobre o joelho é
predominante dissipativa. O ponto de flexão, quando o joelho se estende ao
máximo, ocorre durante a fase de apoio médio e a extensão inicia-se logo em
seguida.
Os músculos do quadríceps são contraídos excentricamente e depois
concentricamente; assim o joelho passa da flexão para a extensão. A extensão no
30
apoio necessita de energia positiva e essa reação é quase passiva ou totalmente
passiva e as próteses de joelho não conseguem realizar a extensão no apoio, pelo
fato de não terem a capacidade de acionar a extensão de apoio.
No período de dorsiflexão o centro de pressão da força de reação do solo é
transferido para o pé de apoio e há a tendência de causar uma hiperextensão do
joelho (ANDERSON et al 2004).
O vetor da força de reação do solo é direcionado de tal forma que tende a
flexionar o joelho este entra na fase de pré-balanço.
A flexão externa do joelho é impedida pela contração excêntrica do reto
femora,l para limitar a intensidade da flexão na situação em que o hálux perde o
contato com o solo. O joelho utiliza aproximadamente a metade da flexão máxima, a
característica predominante do comportamento do joelho é devido ao movimento
pendular natural da perna nesta fase (ANDERSON, et al 2004). Há uma pequena
flexão muscular, cuja ação limita a flexão do joelho.
Durante a fase do balanço médio o joelho encaminha-se para a posição de
flexão máxima com um ângulo de aproximadamente 30° de forma passiva e a tíbia
está em uma posição de 90° em relação ao solo
Durante a fase do balanço terminal, deve-se neutralizar a ação das forças
gravitacionais e o período de tempo disponível para esse fim é muito pequeno. Tem-
se a ação extensora do joelho indo para uma posição entre 0°e 5° e os músculos
quadríceps serão os responsáveis pela geração da força extensora que será
utilizada. A contração dos músculos isquiotibiais ocorre nesse mesmo intervalo de
tempo e desacelera o quadril prevenindo também uma possível hiperextensão do
joelho na fase de balanço (SAAD, et. al 1997).
A última retração na fase de balanço reduz o pico da intensidade da carga de
impacto durante o contato inicial e consequentemente reduz a quantidade de
energia perdida durante o primeiro impacto com o solo (WINTER, 1992).
2.4 BIOMECÂNICA DA AÇÃO DO TORNOZELO
A maioria das atividades do tornozelo ocorre durante a fase de apoio. O
principal objetivo do tornozelo durante a fase de balanço é o de realizar o dorsiflexão
de tal forma que o hálux tenha suficiente espaço com o solo para evitar que o
31
indivíduo tropece. Quando o calcanhar está tocando o solo, o tornozelo está próximo
da sua posição neutra, durante a fase de carregamento ela vai para a flexão plantar
controlada (WHITTE, 1996).
Na flexão plantar o tornozelo leva o pé para a posição em que o calcanhar
balança no início do contato da planta do pé.
Uma dorsiflexão age sobre o tornozelo durante a fase de resposta e resulta
em uma pequena energia negativa devido à contração excêntrica do músculo tibial
anterior.
Após o contato do músculo calcâneo com o solo, o sentido do momento
agindo no tornozelo muda da condição de dorsiflexão para flexão plantar e o
músculo tibial anterior cessa a contração e a sua ação é substituída pela contração
excêntrica do tríceps sural.
O tornozelo continua na condição de dorsiflexão durante as fases de balanço
médio e terminal, com um torque interno resistente do tipo flexão plantar,
provocando uma energia de absorção.
Durante a fase de pré-balanço o tornozelo gera uma energia do tipo
plantaflexora que provoca um intenso pico de energia durante a marcha.O pico do
torque plantaflexor ocorre somente na transição da fase de apoio terminal para a
fase de pré-balanço.
Logo após o hálux descolar do solo o tornozelo encaminha-se para a sua
posição de máximo torque plantaflexora. A contração do triceps sural acaba e o
músculo tibial anterior contrai-se novamente a partir da dorsiflexão do tornozelo para
a fase de balanço (BLAYA, 2003).
Desde que o pé não esteja em longo contato com o solo, o torque somente é
necessário para acelerar a inércia do pé. Sendo que a massa do pé é relativamente
pequena em comparação com a massa do corpo todo.
O torque e a energia no tornozelo durante a fase de balanço é desprezível, se
comparado com as outras fases do ciclo de marcha, conforme é mostrado na figura
7.
32
Figura 7-Ação do tornozelo durante a marcha adaptado de SWILLING (1990).
O fato de o tornozelo ter apenas um instante de pico de momento e de
energia para a realização da marcha justifica porque em muitos projetos de próteses
as articulações dos pés não recebem a atenção necessária, pois muitos projetistas
preferem concentrar seus esforços na solução de problemas na articulação que
simulará o joelho (HERR, 2004), onde existe maior quantidade de picos de momento
e energia com valor médio durante a marcha de maior intensidade.
A variação do ângulo do tornozelo durante a marcha também tem uma
variação melhor distribuída sem variações abruptas, como também se pode
constatar no gráfico mostrado na figura 7.
Quando o ciclo da marcha está em 60% observa-se que o tornozelo está
deslocado de aproximadamente 70° em movimento de plantaflexão, o que ocorre na
fase de balanço. Tanto o torque requerido, quanto a energia neste instante são
nulos, indicando que o movimento acontece pela ação da gravidade.
O professor Hugh Herr da Division of Health Science and Tecnology do
Massachusetts Institute of Tecnology apresentou em 2006, um trabalho específico
sobre prótese para amputados transtibiais, que conquistou o prêmio de inovação
tecnológica. No seu trabalho intitulado An Ankle-foot emulation system for study of
33
human walking biomechanics Herr menciona a falta de próteses inteligentes para
paciente transtibiais.
2.5 AMPUTAÇÃO DE MEMBROS INFERIORES
A palavra amputação remete às primeiras tentativas de interferência cirúrgica
de um ser humano sobre o outro. A primeira amputação foi descrita por Hipócrates,
na Grécia Antiga. Era um caso de desarticulação do joelho.
Em torno do ano 100 d.C., Celsius descreveu um processo inflamatório
atribuindo-lhe as características de calor, rubor, tumor e dor (descrição até hoje
válida e aceita), bem como a ligadura dos vasos na cirurgia de amputação. Na
Idade Média, porém, esses ensinamentos se perderam (GUEDES, 2007).
Foi só em 1510 que Ambroise Paré, um eminente cirurgião militar francês,
resgatou a técnica da ligadura de vasos, obtendo melhores resultados e maior
chance de sobrevivência nas cirurgias de amputação.
Atribui-se a Paré, por exemplo, o primeiro sucesso na amputação acima do
joelho que é feita através de grandes massas musculares e numa região onde
existem vasos e artérias calibrosas.
Hoje, as amputações de membros inferiores são classificadas em: de pé,
quando restrita a este membro; de perna ou transtibial, quando o corte é através da
tíbia, ou seja, abaixo do joelho; de coxa ou transfemoral, quando o corte é realizado
através do fêmur; e a desarticulação de quadril, quando o corte é realizado próximo
da cabeça do fêmur. Esses termos fazem parte de uma nova nomenclatura,
permitindo uniformizar a linguagem mundial.
A amputação transtibial é dividida em três níveis: terço proximal, médio e
distal. Para esses níveis deve-se observar a importância funcional da articulação do
joelho na reabilitação dos pacientes submetidos a esse tipo de procedimento. A
amputação transtibial é considerada maior, quando realizada acima da articulação
do tornozelo e menor, quando realizada abaixo dessa mesma articulação
(CARVALHO, 1999).
34
A amputação é unilateral quando apenas um dos membros é amputado, ou
bilateral, quando os dois membros são amputados; é denominada primária quando
não existe procedimento anterior, e secundária quando já houve qualquer evento
prévio, tais como: trombose, angioplastia, revascularização ou amputação no
mesmo membro.
Em pacientes em idade de crescimento deve-se preservar o máximo de
comprimento do membro e, sempre que possível, as placas de crescimento.
A presença da epífise impede o crescimento ósseo terminal causado pela
posição de tecido ósseo neo-formado, que não está relacionado com a atividade da
placa de crescimento da extremidade próxima do coto; este fenômeno é mais
frequentemente observado no úmero, fíbula, tíbia e fêmur nessa ordem
(BELANGERO, 2001)
Para pacientes em geral a totalidade das observações continuam validas, ou
seja, o nível determinado para amputação do membro deve ser o mais longo
possível, de acordo com as possibilidades de cada caso, sendo considerado o mais
distal desejado, ou seja, acima da transição músculo-tendínea do gastrocnêmico
(PEREIRA, 2000).
Após a amputação, o paciente passa a ter um coto, considerado um membro
residual, responsável pelo controle da prótese durante o ortostatismo e caminhada.
Os dados sobre amputações no Brasil não são precisos, pois os hospitais não
são obrigados a enviarem a identificação e os motivos dos procedimentos para um
órgão supervisor.
As razões das amputações no país são originadas principalmente de dois
eventos primários: o diabetes mellitus e acidentes automobilísticos, como mostram
recentes dados estáticos disponíveis.
Sabe-se que o diabetes mellitus causa doença vascular periférica-DVP, uma
patologia secundária a doenças sistêmicas como o diabetes e a arteriosclerose. Em
pacientes, na terceira idade, a amputação de membros acaba sendo uma evolução
natural da doença de base (FONSECA,2001).
De etiologia frequentemente multifatorial, o pé diabético caracteriza-se por
uma variedade de anormalidades resultantes da combinação de neuropatia e/ou
vasculopatia em pacientes portadores do diabetes mellitus (BAKKER, 1999).
A neuropatia, cujo mecanismo patogênico mais aceito é o da via poliol, pode
apresentar-se sob três formas:
35
Motora, caracterizada por alteração da arquitetura do pé que desloca os
pontos de pressão plantar e por alterações do colágeno, queratina e coxim
adiposo;
Autonômica, em que há disfunção simpática, resultando em redução da
sudorese e alteração da micro circulação;
Sensorial, a mais comum, na qual se observa perda da sensação protetora de
pressão, calor e propriocepção, de modo que traumas menores repetitivos e
até mesmo danos maiores, não são percebidos pelos pacientes (PARRY
2000).
Os dados disponíveis no Consenso Internacional sobre o Pé Diabético
indicam que entre 40% e 60% de todas as amputações não-traumáticas de
membros inferiores são realizadas em pacientes diabéticos, sendo que 85% das
amputações de membros inferiores dos diabéticos são precedidas de ulcerações
nos pés. Quatro, em cada cinco úlceras dos pés de diabéticos são causadas por
trauma externo (QUEIROZ, 2008).
No paciente diabético, a prevalência de úlceras nos pés atinge 4% a 10% e é
provável que a incidência de amputações relacionadas ao diabetes atinja 13,9
pessoas, por 100.000 habitantes ano no Brasil; e no mundo 30 pessoas, por
100.000 habitantes /ano.
O último censo IBGE 2000 indicava uma população de 169.799.170
habitantes, portando, a partir dos dados relacionados acima, pode-se inferir que a
parcela diabética, no Brasil, é superior a 5.000.000 de pessoas.
A simples aplicação desses valores à provável incidência de amputações
relacionadas ao diabetes indica o alarmante número de 40.000 amputações/ano em
pacientes diabéticos no Brasil (QUEIROZ, 2008).
A segunda causa primária de amputações são os acidentes automobilísticos,
segundo dados da Sociedade Brasileira de Traumatologia e Ortopedia,
principalmente quando há o envolvimento de motocicletas.
A grande quantidade de energia transferida ao corpo do condutor e do
carona, quando da parada abrupta do veículo, impõe um impacto no contato com o
solo, o que resulta, na grande maioria dos casos, em fraturas de natureza grave,
sendo a tíbia o osso mais atingido.
36
A população jovem, nesse caso, é bem mais afetada, considerando-se tratar
de força produtiva ou de existirem dependentes da pessoa amputada que serão
diretamente envolvidos nos eventos subseqüentes (FONSECA 2001).
Portanto as duas maiores causas de amputações podem ser relacionadas à
idade do paciente: em pessoas da terceira idade o diabetes melittus é o principal
responsável; já na população mais jovem, os acidentes automobilísticos
predominam, evidenciando a necessidade da criação de políticas públicas que
atendam a uma vasta gama de pessoas.
Tais políticas devem propiciar aos amputados a reabilitação garantindo-lhes
qualidade de vida e também o retorno à atividade produtiva anterior à amputação.
Nesse aspecto há de se considerar, também, a reabilitação psicológica dessas
pessoas. Após a amputação, o indivíduo, muitas vezes, tem dificuldade em aceitar
psicologicamente o coto, pois a deficiência física altera sua imagem corporal.
Para que a reintegração corporal seja produtiva e positiva ao paciente
amputado, ele deve aceitar sua perda física, condição necessária para integrar
funções de um membro mecânico, como a prótese, com seus próprios músculos,
conseguindo, assim, domínio de seus movimentos (DIOGO, 2008).
Outras causas, não menos importantes com mais ou menos significado
estatístico, são os tumores malignos ou benignos e má formação das extremidades.
Num passado ainda recente, os amputados contavam apenas com muletas
que lhes serviam de apoio. Depois surgiram as primeiras próteses que procuravam
imitar esteticamente o membro perdido. Em algumas eram desenhados até pêlos
para que ficassem mais parecidas com o membro amputado.
É evidente que esses modelos não conseguiam atingir a finalidade proposta
e continuavam sendo apenas próteses facilmente reconhecidas quando se olhava
para elas.
Com o passar do tempo, essa filosofia modificou-se por completo. Atualmente
não há mais a preocupação de imitar o membro perdido. Ao contrário, as próteses
assumiram o papel a que se destinam, ou seja, de recuperar a função do membro
lesionado. Interessa fazer com que o amputado assuma sua nova condição, retome
suas atividades rotineiras, possa, inclusive, praticar esportes e viver a vida em sua
plenitude (GUEDES, 2007).
37
2.5.1 DISFUNÇÕES DA MARCHA DE AMPUTADOS TRANSFEMORAIS
PROTETIZADOS
A utilização de próteses em amputados transfemorais pode apresentar
algumas alterações no processo da marcha, os problemas são típicos de
determinadas fases da marcha, permitindo que sejam solucionados rapidamente;
esses problemas normalmente atingem as articulações em razão de mudanças no
sistema de absorção de impacto decorrentes da amputação.
Conforme relatado por Gard (2009), o mecanismo fisiológico responsável pelo
aumento na absorção de impacto durante a marcha tem uma grande redução,
chegando a ser nulo em alguns casos de pessoas que sofreram amputação de
membro inferior.
Sabe-se que a absorção de impacto é pensada como sendo a absorção
necessária para evitar desajustes fisiológicos na articulação proximal. A falha no
sistema de absorção de impacto é um dos fatores responsáveis pela baixa
velocidade de marcha (1,5 m/s) das pessoas amputadas de membros inferiores em
relação à velocidade de pessoas não amputadas (2,4m/s).
As causas mais comuns das disfunções na marcha podem ser explicadas por
dois fatores:
Comportamento do amputado;
Falhas na construção da prótese (BOCOLINI 2000)
Essas falhas podem ser encontradas nas diferentes fases da marcha, conforme
descritas abaixo:
Na fase de apoio encontram-se defeitos na flexão do joelho, cujas causas mais
comuns são a presença de um calcanhar SACH (Solid Ankle Cushion Hee);, a
dorsiflexão excessiva do pé; a flexão anormal do soquete; extensores do quadril
fragilizados, ou ainda um menor descarregamento do peso.
38
As soluções para essas falhas são: providenciar um calcanhar mais macio;
ajustar o alinhamento do pé e do soquete; fortalecer os músculos extensores do
quadril e avaliar o ajuste do soquete com a realização de treino de marcha
respectivamente (SAAD et al, 1997).
O SACH, que literalmente quer dizer tornozelo duro e calcanhar acolchoado,
indica que a estrutura do tornozelo é maciça, construída em um pé feito de borracha
para que possa absorver impactos do calcanhar.
Na fase de apoio podem-se constatar defeitos de extensão prolongada do
joelho, que na maioria das situações tem as seguintes causas: calcanhar SACH
muito macio, excessiva flexão plantar, excessiva extensão do soquete, joelho
protético muito estável e extensores do quadril pouco rígidos.
Nesses casos deve-se providenciar um calcanhar SACH mais duro, ajustar
alinhamento do pé e do soquete, bem como ajustar o sistema de resistência do
joelho com treinos de marcha, além de fortalecer os músculos extensores do quadril
utilizando articulação externa do quadril e cinto pélvico com tiras para extensão do
quadril respectivamente (BUCOLINI, 2000).
Analisando a fase de apoio pode-se observar a inclinação lateral do tronco,
que é o movimento de equilíbrio resultante da compensação de uma maior abertura
do membro inferior, ou seja, uma marcha abduzida. A presença desse vício depende
de diversos fatores como: o inadequado posicionamento do joelho no apoio,
adutores do quadril não fixados na cirurgia, coto muito curto e prótese muito curta.
As práticas a serem adotadas para a eliminação desses problemas são:
correção da posição do joelho na fase de apoio, exercícios de fortalecimento dos
músculos adutores de quadril e uso de soquete de contensão isquiática flexível
(BOCOLINI 2000, SAAD, et al. 1997)
A inclinação lateral do tronco pode ser analisada por meio da avaliação
observacional da marcha, na qual o paciente realiza a caminhada e o avaliador
verifica o movimento látero-lateral na face posterior do paciente. (SAAD, et al. 1997).
39
Outras causas associadas ao desvio lateral do tronco podem ser: a mudança
do centro de gravidade da prótese devido às algias de diversas origens e apoio
insuficiente na face lateral da prótese pelo fato da parede lateral da prótese não
conseguir dar apoio suficiente para bloquear o movimento lateral do fêmur
(BOCOLINI, 2000, SAAD,et al.1997).
Na fase de balanço encontram-se disfunções na marcha e as partes mais
atingidas não são as articulações, mas as partes menos móveis dos membros
inferiores. Um dos principais defeitos observados nessa fase é o comprimento
irregular dos passos, ou seja, o comprimento diferente entre o passo da perna
natural e o da prótese, e as suas causas mais comuns são: a inadequada
suspensão da prótese, a sensação de dor na descarga de peso, ajuste incorreto do
mecanismo de controle do joelho,e soquete protético muito grande.
As soluções para cada uma das causas elencadas acima são: ajuste,ou troca
da suspensão protética, ajuste do soquete, ajuste do sistema de controle de joelho e
ajuste do soquete (BOCOLINI, 2000).
Por fim, na fase de passagem pode ocorrer o defeito de marcha denominado
chicotada, movimento inverso do precedente, pode ser lateral ou medial, nesse
movimento o artelho descola e o calcanhar move-se de forma lateral. As causas
mais comuns para esse tipo de defeito são: a rotação medial do joelho, a rotação
lateral do joelho e eixo do joelho não paralelo ao chão.
As ações a serem desenvolvidas no caso descrito acima são: correção do
alinhamento do joelho, tanto para a chicotada lateral, quanto para a medial e
correção do ângulo do joelho (KENDALL, 2000).
2.6 REABILITAÇÃO
O desejo de compensar deficiências físicas por meio do desenvolvimento de
órteses e próteses é uma preocupação antiga do homem, prova disso é a existência
de uma escultura datada de 3500 anos atrás, do antigo Egito, na qual se observa
uma mulher apresentando incapacidade parcial em função do chamado pé quebrado
40
(causado pela poliomielite), usando uma longa bengala. Essa é a primeira forma de
órtese conhecida (CHILDRESS, 2002).
As guerras têm sido a mola propulsora dos avanços em reabilitação e de
pesquisas de tecnologia de órgãos artificiais, exemplo disso foi a guerra civil
americana. Somente no lado da União houve mais de trinta mil amputações. Essa
guerra mudou o cenário da fabricação de prótese nos Estados Unidos da América, já
que os novos protéticos encontravam pacientes com maior facilidade.
A. Marks, autor de vários livros sobre o assunto, fundou em Nova York uma
empresa de próteses. Seu livro mais conhecido é o “A Treatise on Artificial Limbs”
Tratado de Membros Artificiais de 1901 (CHILDRESS, 2002).
Já a história da Engenharia de Reabilitação, que se constitui em uma sub-
área da Engenharia Biomédica, teve início após o término da Segunda Grande
Guerra (CHILDRESS, 2002), quando a população de mutilados tornou-se visível.
Nos países que participaram ativamente da Segunda Grande Guerra, a volta
de combatentes mutilados causou grande preocupação nos governos,
principalmente dos Estados Unidos da América, Canadá e Alemanha, e a principal
ação governamental foi a criação de agências para a pesquisa de equipamentos de
reabilitação que pudessem favorecer a qualidade de vida de veteranos de guerra
(CHILDRESS, 2002).
O desafio era e continua sendo o desenvolvimento de próteses e órteses
funcionais e que atendam de forma adequada a todas as necessidades de seus
usuários acompanhando os avanços tecnológicos.
Importante ressaltar que canadenses, ingleses, franceses e alemães também
contribuíram para o desenvolvimento de conhecimentos na área de reabilitação, em
função dos cuidados dispensados aos muitos soldados que sofreram amputações no
percurso dos vários conflitos bélicos que marcaram o século XX.
Os ingleses inauguraram em 1915 o “Roehampton Amputation Center”, um
dos primeiros centros de amputações, tendo impacto imediato nos Estados Unidos
da América (CHILDRESS, 2002). O intercâmbio entre os países foi um importante
ponto para o desenvolvimento dos novos conceitos descobertos. Médicos
americanos foram enviados para Inglaterra a fim de estudarem os métodos de
amputações empregados naquele país e muitos trabalhos científicos surgiram a
partir desses estágios.
41
Quatro anos mais tarde, os alemães iniciaram as publicações de suas
pesquisas com o Clássico “Esfatzglieder und Arbeitshilfen”, Substituição de
Membros e Trabalho de Recuperação.
No Canadá, pós Segunda Grande Guerra, as próteses eram ainda fabricadas
de forma rudimentar. Colin McLaurin, veterano da Força Aérea e engenheiro
aeronáutico, iniciou um programa de pesquisas sobre desenvolvimento de próteses
em 1949 e teve como base o Sunnybrook Veteran’s Hospital em Toronto. Mclaurin
trabalhou em conjunto com o engenheiro químico James Foort e com Fred Hampton,
projetista de próteses, mostrando a rotina diária das cirurgias de amputação e da
gestão da reabilitação (HOBSON, 2002).
A poliomielite também desempenhou papel de destaque na formação de
equipes multidisciplinares de Engenharia de reabilitação quando, no início dos anos
cinquenta do século passado, houve uma epidemia mundial.
Nessa época houve a formação de novas equipes multidisciplinares,
principalmente com a união de engenheiros e ortesistas que se integraram a
clínicas de excelência, tais como Rancho Los Amigos Hospital e Downey e Baylor
University em Houston. Foram programas como esses que produziram e ainda
produzem grandes avanços tecnológicos (HOBSON, 2002).
Os anos setenta do século passado, marcados por conflitos regionais, como a
guerra do Vietnã, trouxeram uma segunda onda de necessidades de
desenvolvimento de equipamentos de reabilitação para os veteranos mutilados que
retornavam aos Estados Unidos e que não conseguiam se ajustar à realidade de
uma sociedade altamente industrializada.
A fim de compensar os veteranos pelos sacrifícios pessoais que lhes foram
exigidos pela guerra, a Engenharia de Reabilitação buscou uma associação de
trabalho entre profissionais de diversas áreas de atuação das engenharias, bem
como profissionais das ciências exatas e da área de saúde, voltados para o
desenvolvimento de próteses e órteses que facilitassem a reinserção dessas vítimas
à sociedade (HOBSON, 2002),
Segue um resumo dos avanços tecnológicos obtidos ao longo do tempo,
segundo pesquisas de Carvalho (2003)
42
1815
Lisfranc, cirurgião francês, descreveu a amputação de médio pé,
que ficou conhecida pelo seu próprio nome;
1843
James Syme – inovou com a desarticulação do tornozelo;
1854
1857
Pirogoff, cirurgião russo, descreveu a amputação conhecida com
Pirogoff;
Rocco Gritti descreveu a desarticulação de joelho preservando a
patela;
1939
Técnica de amputação descrita por Boyd, a qual levou seu nome;
1956
Marcou o desenvolvimento do pé SACH – Universidade da
Califórnia/Berkley;
1963
Marian Weiss, da Polônia, iniciou a técnica de protetização
imediata;
1964
Foi desenvolvido na França o encaixe PTS (Prothetic Tibiale
Supracondyliene);
1968
Desenvolvido na Alemanha o encaixe tipo KBM ( Kondylen
Bettung Munster);
1968
Hans Mauch utilizou sistemas hidráulicos nos joelhos protéticos;
1970
Fundação da ISPO – International Society for Prosthetics and
Orthotics;
43
1971
Utilização de próteses endoesqueléticas com cobertura
cosmética;
1980
Primeiro pé dinâmico: Pé SAFE (Stationary ankle, flexible
endoskeleton)
1985
Desenvolvido do encaixe CAT-CAM (Contouren Adducted
Trochantenc- Controled Alingnment Method)nos Estados Unidos,
por Jonh Sabolich e seus colaboradores;
1986
Desenvolvido na Islândia o sistema ICEROSS para transtibiais;
1989
Fillauer desenvolveu o sistema 3S (Silicon Suction Socket) para
próteses abaixo do joelho; (CARVALHO, 2003).
A reabilitação de um paciente amputado transtibial, ou transfemoral, tem
como metas possibilitar lhe a aquisição de independência funcional para atividades
da vida diária, locomoção e promoção de inclusão social integral. O retorno às
atividades laborais deve ser incentivada para a recuperação da autoestima.
A reabilitação só poderá ser dada como concluída quando o individuo
submetido à reabilitação estiver protetizado e com controle total da sua rotina. Pode-
se dividir a reabilitação em quatro etapas, a saber:(SILVA, 2006)
Reabilitação pré-amputação;
Reabilitação pós-amputação;
Reabilitação pré-protetização;
Reabilitação pós-protetização.
Quando comparados com portadores de doença neuromuscular, sequela de
acidente vascular cerebral e esclerose múltipla, entre outras doenças,os amputados
são os que apresentam o maior índice de retorno ao trabalho indicando que a
reabilitação é o caminho para garantir qualidade de vida, não apenas nos casos de
amputações (GUARINO,2007).
A utilização de órteses e próteses é, em muitos casos, o estágio final do
processo de reabilitação, que deve ser iniciada com o planejamento da cirurgia para
a amputação do membro. Deve-se considerar entre outros pontos importantes a
faixa etária do paciente.
44
O coto deve apresentar boa mobilidade e circulação sanguínea, ser recoberto
por um bom coxim músculo-adiposo e pele sadia e não apresentar dor, assim
possibilitará adaptação satisfatória às próteses.
É comum ocorrerem algumas complicações após amputação, como
deformidade em flexão, irregularidades ósseas, excesso de partes moles,
cicatrização inadequada, neuromas dolorosos, complicações cutâneas ou
comprometimento vascular.
Quaisquer dessas alterações devem ser consideradas para formulação de
planos de ação específicos para cada paciente (PASTRE, 2005).
Para a reabilitação de amputados de membro inferior é imprescindível o
conhecimento dos parâmetros referentes à marcha humana, como visto
anteriormente e, ainda que cada pessoa tenha suas particularidades ao andar, as
tolerâncias permitem que com dados gerais obtidos em estudos de biomecânica
saiba-se o caminho a ser seguido.
45
3 ESTADO DA ARTE
Os recentes avanços da tecnologia no campo da engenharia biomédica têm
levado à construção de próteses inteligentes. As diferenças nos projetos das
próteses geralmente estão nos seus sistemas de amortecimento, pois possibilitam
variações rápidas na velocidade de marcha, permitindo maior autonomia ao
amputado. Os principais tipos de amortecimento utilizados em próteses são três:
amortecimento passivo, semi- ativo e ativo.
O amortecedor passivo pode ser fabricado utilizando tipos diferentes de
materiais. Pode-se introduzir o material visco elástico, cujo exemplo típico é o coxim
de automóvel, tendo este a função de isolar a fonte das vibrações.
O outro tipo de amortecedor passivo é denominado dinâmico, no qual uma
estrutura externa está acoplada à original possuindo massa, rigidez e
amortecimento. A maior vantagem do sistema de amortecimento passivo está no
investimento e o seu ponto fraco é a impossibilidade de alterações nas suas
propriedades, já que é projetado para uma determinada característica. No caso das
próteses para uma determinada faixa de velocidade de marcha e carga.
(MESQUITA, 2008).
O amortecedor semi ativo, é similar ao tipo passivo, no tocante ao conceito
de remoção de energia para atenuar o movimento. A sua grande vantagem em
relação ao passivo é a possibilidade de haver mudanças em seus parâmetros,
permitindo com isso alterações na intensidade do amortecimento e, portanto, do
movimento. Um exemplo desse tipo é o amortecedor de orifício variável, pois há
mudança na velocidade de passagem do fluido e portanto o seu coeficiente de
amortecimento. (MESQUITA, 2008).
No amortecedor do tipo ativo o controle é realizado por um computador que
recebe e processa sinais enviados por sensores, podendo adicionar ao sistema uma
grande quantidade de energia, um exemplo desse tipo é o atuador eletromecânico,
sua maior desvantagem e o custo elevado.
Hoje as pesquisas em relação a amortecedores concentram-se nos sistemas
semi-ativo, pois possuem a confiabilidade do tipo passivo e a versatilidade do ativo
sem a necessidade de grande quantidade de energia. Basicamente para esses
novos projetos dois tipos de materiais estão sendo utilizados: o eletroreológico ER,
e o magnetoreológico MR (MESQUITA, 2008).
46
As diferenças entre esses fluidos é que no ER as propriedades são alteradas
com a aplicação de um campo elétrico e no MR a alteração ocorre com a aplicação
de um campo magnético.
O fluido MR é composto de micro partículas magnéticas suspensas em um
fluido base (a fim de não reagir com o campo magnético).Quando há exposição ao
campo magnético, as partículas se alinham formando uma corrente. Esse
comportamento é observado em situação vibratória, pois há uma força de
cisalhamento dissipando energia e permitido resposta rápida e trabalho em ampla
faixa de temperatura (MESQUITA, 2008).
A figura 8 mostra o comportamento do fluido MR quando submetido a um
campo magnético.
Figura 8- Fluido MR a)sem aplicação de campo magnético, b) com aplicação de campo magnético
adaptado de MESQUITA (2008).
Amortecedores que utilizam fluidos magnetoreológicos ainda são muito
caros em comparação com outros tipos de fluidos. Segundo Rodrigues (1998), em
artigo publicado na revista Ingenierías, as propriedades desses materiais
apresentam dependência direta de vários fatores, iniciando pela concentração e
tamanho das partículas que serão magnetizadas,bem como a densidade e a
distribuição de sua geometria.
Do fluido temos influência de suas propriedades, e não se pode esquecer os
aditivos usados para preservar as características finais do produto. A intensidade do
campo magnético aplicado e a temperatura de operação também interferem nas
características finais.
Em se tratando de próteses há modelos que utilizam os três tipos de
amortecedores em seus sistemas, as implicações que a escolha de cada um dos
47
sistemas tem no desempenho do protetizado na obtenção da marcha mais próxima
da fisiológica serão analisadas a seguir.
O professor Herr em seu artigo “A clinical comparison of variable damping
and mechanically passive prosthetic knee devices”, em 2005, compara o
desempenho de três tipos de próteses, sendo dois hidráulicos: um mecanicamente
passivo que é a Mausch SNS, outro com amortecimento hidráulico variável que é a
C-Leg e o outro com fluido magneticoreológico –MR. Nesse trabalho oito pacientes
foram analisados, bem como o desempenho das próteses.
Os tipos estudados são: Mauch SNS, a C-Leg da Otto Bock e a Ossur Rheo
que foi o primeiro sistema de articulação de joelho de prótese inteligente, pois tem a
condição de aprender e adaptar-se aos movimentos do usuário.
O fluido MR está localizado entre duas placas de aço que ao deslizarem criam
movimento. Com a aplicação de um campo magnético, pode-se determinar a
espessura do fluido e a espessura determina a resistência que será oferecida pela
articulação da prótese (MESQUITA, 2008.).
Os usuários das próteses com amortecimento variável relatam diminuição na
fadiga muscular e movimentos mais suaves que as próteses com amortecimento
mecânico (HERR, et al 2005).
As próteses inteligentes têm micro-controlador que facilitam o controle do
sistema hidráulico essencial para um amortecimento adequado. Este sistema
constitui um grande avanço, pois ao contrário do sistema utilizado no amortecimento
mecânico, faz o ajuste do amortecimento na fase de balanço do andar em função da
velocidade do caminhar (HERR, et al 2005).
Na comparação do consumo de oxigênio o boletim informativo da Össur do
Brasil, detentora das marcas Mauch, Iceross e Flex-Foot mostra estudo realizado por
pesquisadores do Massachussetts Institute of Technology – MIT sobre o consumo
energético entre usuários com próteses com amortecimento hidráulico convencional
passivo, hidráulico variável e hidráulico utilizando material magnetoreológico
presente nas próteses inteligentes. Constatou-se que o consumo mais elevado
ocorre quando da utilização das próteses com amortecimento convencional e o
menor com as próteses inteligentes.
A variação é estaticamente considerável e além da redução do consumo de
oxigênio o trabalho das articulações do corpo relacionado com a deambulação era
reduzido.
48
Thakkar (2008) em seu trabalho sobre gasto enérgico no andar conclui
também que há uma redução de oxigênio quando analisado os pacientes com
próteses inteligentes que utilizam amortecimento baseado em fluido
magnetoreológicos.
O mecanismo estudado detecta o evento da oxidação da glicose que está
diretamente relacionada à energia necessária para a realização das tarefas impostas
ao corpo humano. A diminuição no consumo foi verificada quando das medições dos
volumes e concentrações expiratórios, a prótese Rheo Knee apresentou o melhor
desempenho seguida da C-leg e o pior desempenho foi da Mauch, que é uma
prótese com o tipo de amortecimento mecanicamente passivo.
Na figura 9 temos os três tipos de próteses utilizadas nos estudos de
consumo de energia.
Figura 9- Próteses do tipo Mauch SNS, C-leg Otto Bock e Ossur Rheo (HERR, et al 2005).
Pode-se afirmar que a utilização das próteses inteligentes proporciona um
menor consumo de oxigênio durante o andar em quase todas as velocidades. A
figura 10 mostra a comparação do consumo de oxigênio em oito indivíduos
utilizando os três modelos de próteses acima mencionadas. (HERR, et al 2005).
49
Figura 10- Consumo de oxigênio para os diferentes modelos de próteses, adaptado de (HERR, et al
2005).
A análise do gráfico da figura 10 mostra que a prótese com o sistema de
amortecimento com fluido MR tem o menor consumo de oxigênio, já os pacientes
com a prótese Ossur Rheo possuem maior autonomia em relação às demais
próteses, além de poderem variar a velocidade da marcha.
Para essas próteses não há preocupação da articulação não responder de
forma adequada as essas variações, o que poderia causar quedas e problemas mais
graves s decorrentes dessas quedas.
Continuando a análise de desempenho dos três modelos de próteses tem-se
na figura 11, na qual são analisados os movimentos angulares, torque requerido e
energia, nas três principais articulações dos membros inferiores, quadril, joelho e
tornozelo.
Em relação ao movimento de quadril os modelos Rheo e C-Leg, apresentam
a menor variação angular indicando que a marcha está mais próxima da
normalidade, em relação ao joelho no instante de maior variação do movimento que
ocorre a 0% do ciclo. Os três modelos apresentam o mesmo comportamento, e por
fim no tornozelo os melhores desempenhos são da Mauch SNS e Rheo.
Na análise de torque e energia os melhores resultados, ou seja menores
necessidades de torque e energia, encontram-se nos modelos Rheo e C-Leg,
indicando que o tipo de sistema de amortecimento utilizado tem grande influência no
desempenho de marcha do paciente.
Taxa de
consumo de
oxigênio
(ml.kg
-1
.min
-1
)
50
Figura 11-Parâmetros biomecânicos dos três tipos de próteses de joelho mais utilizados atualmente,
adaptado HERR, et al (2005).
Os parâmetros biomecânicos mensurados em indivíduos com próteses devem
ser comprados com dados obtidos em indivíduos sem próteses em situações
normais. Na figura 12, tem-se representado um indivíduo normal com 82 kg, pé com
0,99 m de comprimento, 28 anos de idade e do sexo masculino caminhando a uma
velocidade de 1,27 m/s.
A figura 11 mostra os mesmos dados da figura 12, com pessoas que não
sofreram a amputação, com isso pode-se saber qual é o melhor projeto e ajuste de
próteses, permitindo dar ao paciente uma utilização de próteses que atendam as
suas necessidades.
51
Figura 12 - Dados Biomecânicos médios de membro inferior no ciclo da caminhada de um individuo
normal, adaptado de Popovic (1999). (a) Ângulo de articulação; (b) momento na articulação e (c)
Energia da articulação.
Segundo Hafner (2006), a prótese pode restaurar a maioria das habilidades
funcionais perdidas quando da realização da amputação do membro inferior. A
seleção dos componentes da prótese é um fator critico na determinação do grau de
restauração das habilidades que podem ser recuperadas. No caso de uma prótese
para amputados transfemorais, os componentes que merecem uma atenção
especial são: o cartucho, o joelho, elemento estrutural e o pé. Vale também ressaltar
que o projeto e a funcionalidade do joelho da prótese transfemoral são importantes
considerando que é a articulação mais proximal que o amputado dispõe para efetuar
o controle e estabilização da deambulação.
Como já mencionado, o mecanismo de acionamento da articulação do joelho
pode ser fixo usando um sistema hidráulico (passivo) ou ajustado por micro-
controladores através de sinais enviados por sensores (inteligente), que gerenciam
as fases de balanço e apoio durante a marcha.
(a)
(c)
(b)
52
4 MATERIAIS E MÉTODOS
A prótese projetada foi submetida a simulação de resistência mecânica dos
componentes, ensaios eletrônicos para a placa construída e testes com o sistema de
acionamento micro controlado.
Na seqüência estão detalhados os planejamentos para a fabricação do
circuito de controle, as folhas de processos para a usinagem das peças que
compõem a prótese, os ensaios com os sensores de pressão (células de carga), as
analise com a técnica de elementos finitos e a seleção dos materiais escolhidos.
4.1 PROJETO MECÂNICO DA PRÓTESE
O projeto mecânico foi desenvolvido visando à diminuição dos custos finais do
produto. Para isso foram projetados elementos mecânicos robustos e de ampla
comercialização, ou seja, itens fabricados por diversas empresas, facilitando assim
a reposição e manutenção de peças.
O projeto mecânico e as simulações foram realizados utilizando o software
Solid Works ® (versão 2007) e o ABAQUS®, para verificar as possíveis
interferências, ou incongruências durante o andamento do projeto.
O software ABAQUS® é uma das mais poderosas plataformas
computacionais disponíveis comercialmente no mundo e que pode ser utilizada para
simulação de problemas de engenharia e tecnologia através do Método de
Elementos Finitos.
Essa plataforma é utilizada por grandes universidades, centros de pesquisas
e em companhias do ramo automotivo, metalúrgico, naval, aeroespacial e eletrônico,
tais como: Ford, General Motors, Pirelli, Volkswagen, Nokia, Embraer,, Benteler,
ThyssenKrupp, NASA, Dassaut Avionics, entre outras.
A figura 13 apresenta esboço inicial da prótese que serviu como base para o
projeto final.
53
Figura 13- Esboço inicial, mostrado como o projeto foi concebido em sua primeira fase.
O joelho da prótese foi projetado de forma que os elos mecânicos não
permitam problemas de montagem e que o movimento de rotação da articulação
seja realizado de forma a reproduzir a marcha humana de maneira mais próxima
possível à fisiológica e com o menor desgaste, a fim de reduzir a incidência de
manutenções da prótese.
O sistema de articulação projetado do joelho, utilizando ao software Solid
Works®, é formado por um redutor 1:20 embutido no interior da carcaça do micro
motor. A potência medida no redutor é transmitida a um sistema “rosca sem fim e
coroa” para gerar o movimento de rotação da articulação da parte inferior da
prótese. A inovação deste projeto consiste no uso de um número reduzido de dentes
da engrenagem, o que faz com qu, no caso de quebra de alguns dentes, o
reposicionamento da coroa permita que a prótese funcione normalmente sem a
necessidade de troca da peça.
Do ponto de vista da manutenção da prótese esse procedimento é muito
importante, pois diminui o custo de utilização da prótese.
54
Figura 14- Sistema de articulação da prótese a) vista lateral direita, b) vista posterior.
A figura 15 mostra a vista explodida do sistema de articulação do joelho
projetado; o sistema é de fácil manutenção e robusto.
Figura 15- Sistema de articulação da prótese, vista explodida mostrando o posicionamento do micro
motor.
a)
b)
55
O sistema de funcionamento do pé artificial é feito por um dispositivo de
retorno por mola com rigidez apropriada que permite uma resposta muito rápida para
a realização de todas as fases da marcha do amputado. Os desenhos do pé artificial
com as especificações dimensionais são mostrados na figura 16.
Figura 16- Sistema representativo do pé artificial vista lateral
O cartucho da prótese é a peça que está, em geral, em contato com o
membro residual do paciente, por isso é necessário levar em consideração vários
aspectos mecânicos e de bio compatibilidade para evitar ferimentos e permitir uma
boa sustentação do paciente
Para a construção do cartucho têm-se duas opções: construí-lo em alumínio,
mantendo a uniformidade na utilização de materiais na construção da prótese, ou
utilizar cartucho de materiais poliméricos encontrados no mercado.
A figura 17 apresenta o desenho do cartucho para receber o coto, com
sistema de ajuste em função das medidas antropométricas do amputado.
56
Figura 17- Sistema de suporte do coto do projeto de prótese idealizado.
A figura 18 mostra o conjunto das peças que formam a prótese de membro
inferior projetada. Os desenhos detalhados do projeto da prótese de membro inferior
para amputados transfemoral encontram-se no apêndice A deste trabalho, bem
como as dimensões das peças e a descrição do material utilizado. Esses
documentos permitirão aos interessados a fabricação do equipamento.
57
Figura 18- Prótese integralmente montada com todas as peças projetadas,
A fim de aperfeiçoar a fabricação da prótese, foram realizadas análises de
ajustes nas montagens e de elementos finitos para o dimensionamento das peças,
escolha dos materiais e resistência mecânica.
Foi utilizado o software Abaqus®, para que os detalhes sobre a montagem
das peças sejam simulados antes da fabricação do produto, o que possibilita
economia no custo do projeto.
Por meio dessa ferramenta é possível simular, com grande precisão,
problemas tais como: análise de tensões e deformações para projetos estruturais,
escoamento e termodinâmica de fluidos, transferência de calor, conformação
mecânica, transmissão acústica entre outros.
A figura 19 reproduz a tela operacional do software Abaqus®, com a
visualização siumultânea de diferentes componente da prótese. Na figura 20 é
apresentada uma descrição dos procedimentos a serem executados pelo software
Abaqus®.
58
Figura 19- Tela inicial do software Abaqus®
Figura 20- Procedimentos alimentados no software para execução de tarefas Abaqus®
59
Para a seleção do material do cartucho, foi realizado um estudo de elementos
finitos a fim de verificar as tensões desenvolvidas ao longo da peça. Em função das
tensões e resistência, foi escolhida uma liga de alumínio.
A fabricação das peças da prótese foi feita a partir de uma programação
CAM, para a qual todos os desenhos foram convertidos. A usinagem das peças foi
realizada num centro de usinagem marca Romi, modelo Discovery 4002.
O programa de execução para a fabricação das peças que compõem a
prótese é mostrado no apêndice B. O programa de usinagem de todos os
componentes da prótese poderá ser utilizado em qualquer outro equipamento do tipo
Computer Numerical Control (CNC)..
No apêndice C mostram-se os desenhos realizados em SolidWorks e os
resultados finais do projeto,
4.2 SISTEMA DE CONTROLE E ACIONAMENTO DA PROTESE
O acionamento da prótese foi feito a partir de um sistema de controle
localizado na perna preservada do amputado. Vale ressaltar que a proposta do
projeto diz respeito a amputados unilaterais.
Foi concebido um sistema eletrônico com sensores posicionados para captar
a movimentação e posição do membro inferior preservado. Esse sistema atuará
como um pantógrafo para a prótese comandada por um micro controlador. Optou-se
pela colocação de três células de carga numa palmilha no solado do sapato e de um
encoder no joelho da perna preservada para captar as diferentes fases da marcha.
Os sinais desses sensores foram enviados ao um micro-controlado PIC para acionar
a prótese.
4.2.1 Palmilha instrumentada
A figura 21 mostra o desenho do pé com as regiões de localização das três
células de carga. Essas regiões foram escolhidas com base no fato que os principais
pontos de distribuição do peso durante as fases da marcha são o calcanhar, a região
do médio pé, ou metatarsiana e o hálux. A região lateral interna é utilizada em uma
única fase da marcha; por esse motivo, essa região não foi selecionada para
60
colocação de um sensor, pois requer também um formato de geometria muito
complexa, aumentando o custo e não garantindo uma adequada precisão nos sinais
recebidos.
Figura 21 – Regiões (em preto) ideais para a localização das células de carga na palmilha.
Na figura 22 são mostrados os dois tipos de células de carga fabricadas,
sendo um modelo com 50 mm de diâmetro, colocado nas regiões plantar e do
calcanhar, e outro de 20 mm para o hálux. FASOLO (2007) mostra a partir da
análise de distribuição da pressão plantar, feita pelo método de elementos finitos,
que esses locais de fixação das células de carga apresentam os picos de pressão.
Figura 22- Células de carga(Ø=50 mm e Ø=20mm) fabricadas para a palmilha instrumentada
Cada célula de carga é composta por dois extensômetros, dispostos
paralelos na parede lateral e diagonalmente em relação ao centro. A figura 23
mostra a localização de um dos extensômetros fixado na célula de carga e recoberto
por material resina epóxi (KBR-610).
61
Figura 23 – Localização do extensômetro na célula de carga coberto e descoberto.
Cada célula de carga foi alimentada com uma tensão de 9 V. O sinal de saída
foi amplificado para ser enviado ao PIC. Na figura 24 pode ser visualizado o circuito
elétrico da célula de carga, composto de resistores que formam a ponte de
Wheatstone.
Figura 24- Circuito elétrico das células de carga de Ø=20 mm e Ø = 50 mm.
A figura 25 mostra o esquema do amplificador operacional para o sinal de
saída da célula de carga.
62
Figura 25 – Esquema do amplificador para instrumentação dos sinais das células de carga
As células de carga foram testadas, e calibradas para as condições para as
quais foram projetadas (um indivíduo com massa de 90 kg). O levantamento das
curvas de calibração dos dois modelos de células de carga foi realizado mediante
um equipamento pneumático, fabricado pela FESTO, para aplicação de cargas
precisa.
A figura 26 mostra o aparato montado para os ensaios de calibração das
células de carga. O aparato é composto por um reservatório com um filtro de ar e
duas válvulas reguladoras de pressão, com fundo de escala de 6 bar que permitem
o envio do ar pressurizado para um ou os dois êmbolos, a fim de movimentar uma
ou duas placas fixadas na extremidade de cada um deles. Pode-se aplicar no
mesmo elemento pressões diferentes se for necessário.
Utilizou-se nos ensaios, a aplicação de carga por um único êmbolo para
garantir a reprodução dos experimentos, e em função das dimensões reduzidas das
células de cargas.
63
Figura 26- Aparato para ensaios das células de carga
Para o levantamento das curvas de calibração das duas células, foram
obtidos sinais de saída das células de carga aplicando valores crescentes e em
seguida decrescentes da pressão, a fim de verificar a ocorrência de histerese.
4.2.2 Dispositivo de captação da posição angular da
articulação do joelho
Para obter a posição angular da articulação do joelho, durante a marcha, foi
utilizado como uma nova opção um dispositivo construído por um grupo de alunos
do curso de Automação Industrial da Universidade de Mogi das Cruzes – UMC sob
orientação de dos professores Fumagalli e Rosa.
Esse dispositivo consiste em um eletro-goniômetro, que permite monitorar com
precisão da ordem de 3º o ângulo de articulação do joelho. O eletro-goniômetro, cujo
esquema é mostrado na figura 27, é composto de duas barras, a serem fixadas na
coxa e na perna, com um encoder acoplado na articulação das barras.
O encoder utilizado é do tipo rotativo incremental que fornece normalmente dois
pulsos quadrados defasados em 90º, que são chamados usualmente de canal A e
canal B. Quando é realizada a leitura de somente um canal tem-se a indicação da
velocidade, quando realiza-se a leitura dos dois canais tem-se também o sentido do
movimento.
64
Figura 27- (a) Esquema do eletro-goniômetro e (b) vista explodida do encoder (Fumagalli; Rosa,
2008).
A fixação do eletro-goniômetro no membro inferior preservado poderá ser feito
mediante o uso de uma joelheira de neoprene, conforme mostra a figura 28.
Figura 28 – sistema de fixação do eletro-goniômetro no membro inferior preservado (Fumagalli;
Rosa, 2008)
No apêndice D é mostrado o esquema do circuito elétrico do eletro-
goniômetro e no apêndice E o programa desenvolvido para o acionamento e
controle do mesmo.
O eletro-goniômetro não foi a primeira opção de equipamento para a medição
dos movimentos angulares do joelho da perna preservada, pensou- se em um
(a)
(b)
65
primeiro momento na utilização de um potenciômetro para a realização das medidas,
pois a ideia inicial era colocar duas barras articuladas interligadas pelo
potenciômetro, para realizar ensaios que pudessem confirmar que as medições
tinham confiabilidade e podiam ser repetidas.Desenvolveu-se uma perna articulada,
em cuja articulação foi posicionado um potenciômetro
A peça desenvolvida está mostrada na figura 29, em que os tubos de PVC
fazem o papel de perna e coxa e duas peças de latão simulam a articulação do
joelho.Visualiza-se ainda o detalhe da articulação com o sistema de suporte do
potenciômetro.
Figura 29- a) perna articulada b) detalhe do suporte do potenciômetro
O sistema de encaixe do potenciômetro é mostrado na figura 30. A sequência
de imagens ilustram como deve ser realizada a montagem do dispositivo.
Figura 30 a) potenciômetro encaixado no suporte b) vista interna do suporte c) conjunto suporte e
potenciômetro e pino vazado com detalhe de chaveta.
A figura 31 mostra detalhe do rasgo de chaveta usinada na articulação.
Suporte potenciômetro parte inferior do potenciômetro pino com chaveta
Conjunto pino/
potenciômetro
66
Figura 31- a)detalhe do rasgo de chaveta b) detalhe da peça de latão da articulação
A mesma perna articulada foi utilizada para testar o eletro-goniômetro, para
que as mudanças no sistema de acionamento e controle funcionassem com o sinal
do encoder, essa mudança exigiu uma série de testes antes de ser implementada.
4.2.3 CIRCUITOS ELÉTRICOS DE CONTROLE E
ACIONAMENTO DA PRÓTESE
Para a elaboração do circuito de controle e acionamento da prótese foi
realizado o planejamento e execução dos passos necessários, apresentados no
fluxograma da figura 32.
Simulação no
software Proteus
Montagem do
circuito no
protoboard
Identificação dos
ajustes de valores
de componentes
Montagem do
circuito aprovado
Montagem do
circuito na prótese
Análise de
modificação do
circuito
Teste com o circuito
montado.
Aprovado?
sim
não
Figura 32- fluxograma de planejamento e fabricação do circuito de controle.
A figura 33 mostra o esquema do circuito elétrico para o micro controlador
(PIC, modelo 18F425), que tem como característica oito canais analógicos de
67
entrada de 10 bits, dos quais três canais receberam os sinais dos diferentes
sensores utilizados no sistema (eletro-goniômetro e células de carga).
Figura 33- Esquema do circuito de controle digital Micro controlado
Para verificar o funcionamento dos sensores, foi utilizada uma porta digital de
8 bits como barramento (canal de informação) do display LCD.
Nas figura 34 é apresentada a imagem do circuito de controle digital.
68
Figura 34- Vista frontal do circuito de controle
Para controlar a velocidade e o sentido de rotação do micro-motor da prótese,
foi desenvolvido um circuito ponte H, que serve de driver para o motor DC.
O micro-motor utilizado neste projeto é o modelo 37 B6K/1250, cujas
características técnicas são apresentadas nas tabelas 1 e 2, sem e com a redução
de 1:20, respectivamente.
Tabela 1- Dados técnicos do micro motor
Tensão
VDC
Velocidade
sem carga
rpm
Corrente
vazio
mA
Velocidade
com carga
rpm
Torque
g.cm
Potencia
de saída
W
Corrente
mA
Torque
g.cm
Corrente
A
12
5000
100
4300
40
1.8
330
285
1.5
Tabela 2 – Dados técnicos e dimensionais do micro motor com a redução de 1:20.
Taxa de
redução
Número de
engrenagens
Comprimento
mm
Velocidade
em Vazio
rpm
Velocidade
rpm
Torque
Kgf.cm
Tensão
Sentido
de
rotação
1:20
4
24
100
86
1.3
12
CCW
Nas figuras 35 e 36 são mostrados o esquema e uma imagem do circuito
ponte H com o micro motor,respectivamente.
entrada analógica do
sensor de posição
da perna preservada
Saída PWM
Entradas analógicas
das células de cargas
Micro-controlador
69
Figura 35- Desenho esquemático do circuito ponte H para o motor de controle da prótese
70
Figura 36- Imagem do circuito ponte H, durante um teste de acionamento do micro motor
Foram feitos alguns testes para verificar o funcionamento do circuito de
controle do acionamento do micro-motor, pela aplicação de uma pressão numa das
células de carga. A figura 37 mostra uma imagem do conjunto dos circuitos de
acionamento e controle do micro motor e dos equipamentos para a realização dos
testes.
Figura 37- Imagem do conjunto dos circuitos para a realização dos testes de acionamento e controle
do micro motor em duas etapas diferentes da fabricação.
Baterias dos
sensores
Baterias em série
para os
amplificadores
Amplificadores
71
4.2.4 Análise dos testes do sistema de acionamento da articulação do joelho
Para o ensaio do sistema de acionamento da articulação da prótese foi
fabricada uma palmilha com os sensores de carga e o sistema de articulação do
joelho da prótese, o sistema tema as mesmas características finais projetadas, com
exceção do motor que possui torque menor que o projetado que não foi enviado a
tempo para os testes em virtude dos tramites de alfândega.
A figura 38 mostra a palmilha instrumentada e a figura 39 o aparato utilizado
no teste final do sistema, para a verificação do sistema de transmissão, recepção
dos sinais e funcionamento da articulação do joelho da prótese.
Figura 38- palmilha instrumenta com duas células de cargas
Figura 39- aparato de teste do sistema transmissão, recepção e acionamento da articulação
do joelho da prótese
72
4.3 TESTES DE CARGA E DESLOCAMENTO DO PÉ
São apresentados nos próximos parágrafos os resultados das análises de
tensões e deslocamentos referentes a ponta do pé e junção do tornozelo, com a
utilização do software Solid Works ®com aplicações de três cargas diferentes:
uma para uma pessoa de massa corporal de 90 Kg, a segunda análise variando
a massa corporal para 85 Kg e a terceira e ultima para uma massa de 70 Kg.
Para a junção do tornozelo, foi considerada a carga sustentada pelas duas
hastes e pela mola de equanimente. As telas mostradas pelo software são
reproduzidas nos próximos parágrafos.
Na simulação o pé artificial foi dividido em duas peças uma denominada
porção anterior e a outra porção posterior dividida por uma articulação transversal
por pino, as peças apresentam as seguintes características: liga de alumínio 5052-
H32, com massa de 0.163356 kg e volume de 6.09536e-005 m³ para a porção
anterior, e para a porção posterior os valores são para a massa de 0.228082 kg e
para o volume de 8.51054e-005 m³.
Tabela 3 – Parâmetros utilizados nas simulações de tensão e deslocamento.
Peça
Porção Anterior
Porção Posterior
Tipo de malha:
Malha sólida
Malha sólida
Gerador de malhas
usado:
Malha padrão
Malha padrão
Transição automática:
Desativada
Desativada
Superfície lisa:
Ativada
Ativada
Verificação Jacobiana:
4 Points
4 Points
Tamanho do elemento:
3.9368 mm
4.4 mm
Tolerância:
0.19684 mm
0.22 mm
Qualidade:
Alta
Alta
Número de elementos:
9899
8751
Número de nós:
16970
14956
73
O Sistema de coordenadas de saída utilizados na simulação é mostrado a
seguir: massa = 209.42 gramas, volume = 209416.84 mm³, área de superfície =
73238.55 mm², centro de massa: ( milímetros ), X = 0.14, Y = 18.11 e Z = -50.39. Os
eixos principais de inércia e momentos de inércia principais: (gramas * mm²), tomado
no centro da massa.
Ix = (0.00, -0.56, 0.83) Px = 251330.15
Iy = (0.01, -0.83, -0.56) Py = 719917.13
Iz = (1.00, 0.01, -0.00) Pz = 884367.44
Momentos de inércia: (gramas * mm², )
Obtido no centro de massa e alinhado com o sistema de coordenadas de saída.
Lxx = 884352.14 Lxy = -2163.47 Lxz = 1744.90
Lyx = -2163.47 Lyy = 575312.10 Lyz = -216446.69
Lzx = 1744.90 Lzy = -216446.69 Lzz = 395950.49
Momentos de inércia: ( gramas * mm²,)
Tomados no sistema de coordenadas de saída.
Ixx = 1484763.25 Ixy = -1630.31 Ixz = 261.88
Iyx = -1630.31 Iyy = 1107007.81 Iyz = -407594.78
Izx = 261.88 Izy = -407594.78 Izz = 464674.15
74
5 RESULTADOS E DISCUSSÃO
5.1. Análise de elementos finitos do encaixe do coto
As figuras 40, 41 e 42 mostram a distribuição de tensões, com diferentes
vistas, obtida pelo método de análise de elementos finitos utilizando o software
Abaqus. Para os cálculos, foi considerado um carregamento, aplicado pelo coto
sobre o cartucho, associado a uma massa corporal de 90 kg de um amputado.
Para este carregamento durante a marcha e as considerações mecânicas e
geométricas do modelo, e utilizando os critérios de resistência Von Mises, verificou-
se que os maiores níveis de tensão ocorreram nas partes laterais no fundo do
cartucho, no local de junção do cartucho com a peça que sustenta a articulação,
como esperado.
Figura 40- Vista lateral esquerda da imagem do cartucho na tela do ABAQUS com tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
75
Figura 41- vista posterior do da imagem do cartucho na tela do ABAQUS com tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
Figura 42- Vista inferior do da imagem do cartucho na tela do ABAQUS com tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
76
5.2. Análise de elementos finitos da peça de sustentação da articulação
As figuras 43, 44 e 45 apresentam os resultados das análises realizadas na
peça que sustenta as articulações formadas pelas engrenagens e a rosca sem fim.
Os níveis de tensões desenvolvidas em diferentes locais da peça auxiliaram
na seleção do material e da geometria mais adequados para a construção da
prótese. Observa-se que os locais de maior tensão são localizados nos pontos de
apoio do parafuso de rosca sem fim, de fixação do eixo da engrenagem e de junção
das diferentes partes da peça.
Figura 43- da imagem da peça de sustentação da articulação na tela do ABAQUS com tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
77
5.3. Análise de elementos finitos da peça que simula a perna
Figura 44- Vista lateral direita na peça de sustentação da articulação na tela do ABAQUS com
tensões desenvolvidas, valores em MPa.
.
Figura 45. Vista frontal na peça de sustentação da articulação na tela do ABAQUS com tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
78
Nas figuras 46 e 47 são apresentadas as distribuições de tensão, obtidas pelo
método dos elementos finitos, na peça que desempenha a função da canela na
prótese.
Figura 46- Vista lateral direita da peça que desempenha o papel da canela, mostrando as tensões
desenvolvidas, valores em MPa.
Figura 47- Vista lateral esquerda da peça que desempenha o papel da canela, mostrando as
tensões desenvolvidas, valores em MPa.
79
Essas simulações realizadas pelo método de elementos finitos, utilizando o
software Abaqus, permitiram selecionar a liga de alumínio da série 5052 H32,
fabricado pela Companhia Brasileira de Alumínio – CBA (Grupo Votorantim) para a
confecção da prótese, cujos valores de tensão atendem às necessidades
detectadas. Os materiais foram fornecidos pela CBA para a construção do primeiro
protótipo. A tabela 4 mostra as propriedades mecânicas e a tabela 5 a composição
química da liga 5052 H32.
Tabela 4 Propriedades mecânicas da liga de alumínio 5052 H32, fonte CBA
liga
Temp.
LRT(MPa)
LE
(Mpa)
Along.
(%)
Dureza(HB)
Tensão
Limite
Cisalhamento
(Mpa)
Limite de
Resistência
Fadiga
(MPA)
Módulo de
Elasticidade
(Mpa. 10³)
Coeficiente
de
Expansão
Termica
Densidade
(10³ .
Kg/m³)
Esp.
1,60 mm
de 20 a
100ºC
por ºc .10
-6
5052
H32
230
195
12
60
140
115
70
23,8
2,68
Tabela 5- Composição química da liga de alumínio 5052 H32, fonte CBA
Al (%)
Si(%)
Fe(%)
Mn(%)
Mg(%)
Cr(%)
Zn(%)
TI(%)
Balanço
0,25
0,4
0,1
0,1
0,15 a
0,35
0,1
NP
O alumínio foi o material escolhido, entre outras características pela sua
densidade que é de 2,68 g/cm³, enquanto a do aço AISI 316 L que seria uma
segunda alternativa de material possui densidade de 8,00 g/cm³, ou seja, com o
alumínio tem-se uma prótese com um massa muito menor facilitando a locomoção
do amputado e necessitando de um micro motor de menor potência, portanto de
menor custo.
5.4. Análise da simulação de tensão e deslocamento do pé artificial
Em relação às simulações com as peças que forma o pé da prótese, eles são
mostrados nos próximos parágrafos, os resultados após análise permitem realizar
uma otimização do projeto em relação a espessuras e dimensões em geral.
As simulações foram realizadas aplicando três cargas distintas 900, 850 e
700N, valores próximos do brasileiro.
80
A otimização não deve obrigatoriamente ser implementada, mas os resultados
analisados com uma visão mais ampla do conjunto de peças que compõem a
prótese, uma alteração em uma peça, ou conjunto de peças pode causar uma
desarticulação do produto final, pois seriam muitas as mudanças e implicações
inclusive em termos de resistência mecânica do conjunto, as figuras 48, 49 e 50 os
resultados das simulações para análise de tensões desenvolvidas nas duas porções
que formam o pé da prótese.
Figura 48- Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de 900N.
81
Figura 49 - Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de 850N
Na figura 50 foi observado que a maior tensão ocorre na parte superior da peça
em uma região de pequena dimensão, nas demais regiões não houveram valores
significativos.
Figura 50- Análise da distribuição de tensão na porção anterior do pé com carga de 700N
Observa-se que as maiores tensoes são desenvolvidas na região media
superior da peça, nas figuras 51, 52 e 53 mostram-se os resultados das simulações
82
com deslocamentos obtidos com a aplicação de cargas com intensidades de 900N,
850N e 700N, igaus as cargas aplicadas para a análise das tensões desenvolvidas.
As figuras permitem que saiba-se quais os deslocamentos desenvolvidos e a
sua localização, pois as coordenadas de localização dos pontos de mínimo e
Maximo deslocamentos são apresentados.
Figura 51- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de
900N.
Figura 52- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 900N.
83
Figura 53- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 850N
O maior deslocamente é possivel verificar na região próxima da articulação por pino,
verifica-se ainda uma queda no valor do deslocamento ao afastar-se no sentido
anterior da articulação.
Figura 54- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 700N
84
Os maiores valores de deslocamento são desenvolvidos na regiao da
articulação por pino tendo uma queda gradativa ao quando visualizada da região da
articulação por pino para a região distal.
Os resultados das simulações para a junção do tornozelo são mostrados nas
figuras 55,56 e 57 onde são apresentados os valores máximos e mínimos atingidos
nas simulações, é mostrado ainda a distribuição de tensões ao longo do
comprimento da peça.
Pela análise dessas imagens verifica-se que não se tem nenhuma região com
situação critica de desenvolvimento de tensões.
Figura 55- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga de 900N.
85
Figura 56- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga de 850N
É possivel verificar os valores de tensões desenvolvidos na parte distal da peça são
de medio à baixo não causando preocupação da ocorrência de mudanças nas
características mecânicas ou ocorrência de falhas
Figura 57- Análise da distribuição de tensão na porção posterior do pé, com carga de 700N
86
A maior tensao desenvolvida ocorre na regiao da articulação por pino, observa-se
que esse valor é de média intensidade na escala da simulação. Esse regiao da peça
não sogre grandes solicitações.
Na figura 58 mostram-se os resultados das simulações em relação aos
deslocamentos com aplicação de determinada carga
Figura 58- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 900N
87
Figura 59- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 850N
Os maiores deslocamentos ocorrram na regiao do calcaneo e na articulação
que faz a função dos maleolos. Observa-se ainda que são desenvolvidos todos os
valores de deslocamentos observados na escala apresentada pelo software
mostrando que essa peça tem uma função importante na marcha.
Figura 60- Análise da distribuição de deslocamento na porção anterior do pé com carga de 700N.
88
Houveram deslocamentos de maior intensidade na região do calcaneo e na
articulação que faz a função dos maleolos.
Na análise dos resultados apresentados pelos deslocamentos simulados
pode-se verificar que as situações encontradas são as mesmas para as cargas
aplicadas, ou seja os locais de maior e menor solicitação continuam os mesmos com
as mesmas situações proporcionais, indicando que a mudança nos carregamentos
não implicam em alterações no comportamento mecânico da peça.
No apêndice E podem-se visualizar os resultados das simulações realizadas
com as cargas de 850N e 700N.
A mesma situação que aconteceu com a simulação do deslocamento
acontece com o resultado das simulações com as tensões, a variação é proporcional
a variação da carga aplicada e as distribuições das tensões continuam com o
mesmo formato.
Na otimização do sistema a mudança das características da peça não são
consideráveis e não devem ser implementadas, pois as suas implicações na
distribuição do projeto em relação as outras peças que compõem a prótese não
seria de fácil implementação e seus benefícios não cobririam os custos com horas
estudos de e mudanças no projeto.
As tabelas 6 que mostra os dados relativos as tensões desenvolvidas e 7
relativa aos deslocamentos desenvolvidos comprovam as conclusões das análises
que estão relatadas nos parágrafos anteriores.
Tabela 6- Resultados dos ensaios de tensão nas porções anterior e posterior do pé
Peça
Carga
Aplicada(N)
Critério de
Falha
Tensão
Mínima
(MPa)
X
min
,Y
min
e Z
min
(mm)
Tensão
Máxima
(MPa)
X
máx,
Y
máx
e
Z
máx
(mm)
Porção
Anterior
900
Von Mises
2,09.10
-4
19,99;18,99;5,22
29,75
20,18;
-47,26;
-7,83
Porção
Anterior
850
Von Mises
1,81.10
-4
19,99;18,99;5,22
25,30
20,18;
-47,26;
-7,83
Porção
Anterior
700
Von Mises
1,44.10
-4
19,99;18,99;5,22
20,83
20,18;
-47,26;
-7,83
Porção
Posterior
900
Von Mises
0,011
7,07;25,15;-3,65
297,06
154,14;37,75;
-7,35
Porção
Posterior
850
Von Mises
9,41.10
-3
7,07;25,15;-3,65
253,36
154,14;37,75;
-7,35
Porção
Posterior
700
Von Mises
7,77.10
-3
7,07;25,15;-3,65
208,75
154,14;37,75;
-7,35
89
Tabela 7- Resultados dos ensaios de deslocamento nas porções anterior e posterior do pé
Peça
Carga
Aplicada
Critério
Utilizado
Deslocamento
Mínimo
(mm)
X
min
,Y
min
e
Z
min
(mm)
Deslocamento
Máximo
(mm)
X
máx,
Y
máx
e
Z
máx
(mm)
Porção
Anterior
900
Desloc.
Result.
0
2,93;
12,74;12
0,046
28,00; -
5,99; -
12,37
Porção
Anterior
850
Desloc.
Result.
0
2,93;
12,74;12
3,25.10
5
28,00; -
5,99; -
12,37
Porção
Anterior
700
Desloc.
Result.
0
2,93;
12,74;12
3,25.10
5
28,00; -
5,99; -
12,37
Porção
Posterior
900
Desloc.
Result.
0
155;17,7;-
2,5
2,65
-0,26;
27,75;9
Porção
Posterior
850
Desloc.
Result.
0
155;17,7;-
2,5
2,29
-
0,26;27,75;
9
Porção
Posterior
700
Desloc.
Result.
0
155;17,7;-
2,5
1,89
-
0,26;27,75;
9
As figuras 61 a 63 mostram o pé que foi usinado em função das análise de
tensão e deslocamentos simulados nas peças a separação do pé em porção anterior
e posterior é para facilitar a locomoção e adaptação do protetizado ao equipamento.
Esta separação e o sistema de amortecimento que pode utilizar de vários
tipos de peças que estão disponíveis no mercado também é um diferencial dessa
prótese.
a) b)
Figura 61- peças usinadas para a montagem do pé artificial a) vista frontal b) vista lateral
90
a) b)
Figura 62- pé artificial montado em duas vistas diferentes a) lateral direita b) lateral esquerda
Figura 63- pé artificial em testes com o sistema de acionamento da prótese
5.5. Testes de funcionamento do sistema de acionamento do joelho
O acionamento do motor foi feito a partir dos sinais dos sensores colocados
no pé preservado (células de carga) e no joelho (encoder). As curvas de calibração
das células de carga foram obtidas pela medicação da tensão em função da
aplicação de uma determinada pressão. Os valores obtidos estão apresentados nas
tabelas 8 e 9 para os dois tipos de células utilizadas, com 20 e 50 mm de diâmetro,
respectivamente
91
Tabela 8- Calibração da célula de carga de 20 mm de diâmetro. Valores da tensão x pressão.
Pressão
(bar)
0.3
0.7
1.1
1.4
1.6
1.8
2
2.2
2.3
2.5
2.7
2.8
2.9
3
3.1
3.2
3.3
3.4
3.6
3.7
Tensão
(mV)
0.1
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
0.7
0.8
0.9
1
1.1
1.2
1.3
1.4
1.5
1.6
1.7
1.8
1.9
2
Tabela 9- Calibração da célula de carga de 50 mm de diâmetro. Valores da tensão x pressão.
Pressão
(bar)
0.3
0.6
0.8
1
1.2
1.5
1.8
2.1
2.3
2.6
2.8
3.1
3.3
3.8
Tensão
(mV)
0.2
0.3
0.4
0.5
0.6
0.7
0.8
0.9
1
1.1
1.2
1.3
1.4
1.6
As curvas de calibração obtidas para as duas células de carga são mostradas
nas figuras 64 e 65, respectivamente.
Figura 64- Curva de calibração da célula de carga de 20 mm de diâmetro
Figura 65- Curva de calibração da célula de carga de 50 mm de diâmetro
92
O ajuste das curvas de calibração mostra que a célula de carga com menor
diâmetro de 20 mm apresenta uma variação linear da tensão de saída ao variar a
pressão aplicada. Enquanto que célula de maior diâmetro de 50 mm descreve um
comportamento não-linear, com um ajuste por uma função do tipo polinomial do
segundo grau ou interpretado como dois regimes lineares distintos.
Nos testes realizados para acionamento do micro motor obteve-se resultados
satisfatórios, sob o ponto de vista de integração dos vários sistemas de acionamento
e controles projetados e fabricados, os ajustes necessários apresentaram os
resultados esperados.
Foi acrescentado um sensor de posição na prótese (potenciômetro), cuja
entrada analógica está incorprada no circuito de acionamento e controle, com este
controle o usuário da prótese terá maior segurança na marcha.
Com o final dos ensaios todos os circuitos utilizados no funcionamento da
prótese estarão posicionados em uma única placa suporte com um layout que
atende às necessidades de mobilidade do usuário da prótese.
O controle de velocidade e sentido de rotação do micro motor mostraram-se
satisfatórios, foram realizados mais de cem acionamentos simulando as várias
situações que podem acontecer quando da utilização da prótese, tais como: marcha
com velocidade uniforme, parada, redução e aumento da velocidade de marcha.
5.6 Testes de funcionamento do sistema de articulação do joelho da prótese
joelho
Nos testes realizados verificou que o sistema funciona de forma integrada,
com os sinais sendo transmitidos e recebidos sem ruídos, ou distorções, a
articulação operando conforme programação elaborada pode-se afirmar que o
sistema está operacional.
A programação permite ajustes para cada usuário, ou seja, uma personalização da
marcha para cada individuo como acontece na vida real.
O sistema funciona sem solavancos, o que poderia trazer problemas com a marcha
do protetizado, o tempo de retorno do sistema de acionamento está com uma
resposta que permite uma marcha suave sem risco de instabilidade.
93
6 CONCLUSÕES E PERSPECTIVAS FUTURAS
Para as tensões desenvolvidas o material selecionado para a fabricação
da prótese foi o alumínio, além do fator resistência mecânica a o peso
especifico do alumínio foi fator importante para a sua escolha em função
do peso final da prótese, as outras opções seriam aço inoxidável
austenitico 316 L ou uma liga de titânio, com menor densidade, mas de
custo muito mais elevado.
Em função dos resultados da aplicação da carga de 900N na porção
posterior do pé projetado para a prótese, deve-se utilizar para a
fabricação do pé artificial a liga de alumínio 2048, cujos valores de limite
de resistência e ruptura superam os valores observados na simulação.
É possível ter-se uma prótese inteligente com a utilização de articulação
mecânica acionada por um micro controlador, pois nos testes de
resistência ela suportou uma quantidade considerável de ciclo de
marcha.
O controle da marcha em pacientes protetizados pode ser feito por meio
de sensores de carga e movimento angular instalados na perna
preservada, que é utilizada como espelho o movimento da prótese, estes
sensores permitem um menor custo do produto final.
O sistema de engrenagens possibilita um acionamento seguro, preciso e
de baixa manutenção, pois como somente parte de seus dentes são
utilizados nos movimentos, pode-se utilizar varias de suas regiões.
As simulações com diferentes cargas mostraram não haver variações
nas propriedades mecânicas e dimensionais das peças que compõem o
pé da prótese.
O custo de produção de um equipamento projeto foi levantado como
sendo de R$ 6543,00, portanto a sua fabricação em escala industrial
permitiria uma redução de pelo menos 30% sem contar a carga
tributária.
Para trabalhos futuros sugere-se que outros membros artificiais sejam
estudados para que os seus custos de fabricação estejam mais próximos da
94
realidade brasileira. No anexo A mostra-se um resumo atual das pesquisas na área
de engenharia biomédica, publicada na revista Época edição de 8 de fevereiro de
2010.
Deve-se ainda realizar os estudos em humanos para que os ajustes finais
possam ser realizados e a última etapa para a fabricação em escala industrial possa
ser vencida.
95
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FA0860E83A4C3A763A7E62D825349F7/editoracao_13-03_163-167.pdf. Acesso
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WHITTLE, M.W. Clinical gait anlysis: a review. Human Movement Science,
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105
APÊNDICE A- desenhos construtivos das peças da prótese
106
107
108
109
110
111
112
113
114
115
APÊNDICE B- programa de usinagem da Peça 07 para comando Mach 9
116
%
;Tempo de usinagem: 15,782 minutos
G99
G90
G71
G66
G17
T01 M6 ;D2349*6
O01 S2750
M3
G0 X-3.988 Y24.958 M8
G0 Z5.
G0 Z-4.
G1 Z-5. F175
X-3.487 F300
G3 X-3.088 Y25.09 I-3.654 J26.134
G3 X-1.647 Y26.023 I-7.358 J33.258
G1 X0.408 Y27.576
X1.705 Y28.497
X-3.059 Y25.105
X-3.063 Y25.114
X-2.985 Y24.958
X-2.983 Y19.139
G3 X-1.696 Y18.615 I-2.207 J19.201
G1 X-0.597 Y19.559
X1.317 Y21.107
G2 X2.814 Y22.252 I47.66 J-37.96
G2 X4.238 Y23.306 I25.628 J-7.092
G1 X6.221 Y24.706
X8.64 Y26.295
X10.786 Y27.613
G2 X12.056 Y28.347 I40.175 J-21.759
G1 X12.323 Y28.497
X-2.983 Y20.912
X-2.985
X-2.983 Y11.264
G3 X-1.769 Y10.814 I-2.271 J11.322
G0 Z5.
.
.
.
.
.
G3 X78.155 Y11.77 I83.865 J11.77
G1 Y8.92
X78.255
G0 Z5.
GZO
M30
117
APÊNDICE C- desenhos finais do projeto da prótese e suas articulações
118
119
120
APÊNDICE D- código fonte do sistema de controle e acionamento da prótese
121
void motor();
void tempo_5();
void tempo_15ms();
char texto[10];
int temp_res0 = 0;
int temp_res1 = 0;
int temp_res2 = 0;
int temp_res3 = 0;
void main()
{
trisc=0;
portc=0;
pwm1_init(5000);
pwm2_init(5000);
pwm1_change_duty(0);
pwm1_start();
pwm2_change_duty(0);
pwm2_start();
trisb = 0;
trisd = 0;
ADCON1 = 0b00000100;
Trisa=0b00001111;
Lcd8_Config(&PORTE,&PORTD,2,1,0,7,6,5,4,3,2,1,0);
Lcd8_Cmd(Lcd_Clear);
Lcd8_Cmd(LCD_CURSOR_OFF);
Lcd8_Out(1, 1, "SA:");
delay_ms (10);
Lcd8_Out(2, 1, "SB:");
delay_ms (10);
do
{
temp_res0 = adc_Read(0);
temp_res1 = adc_read(1);
temp_res2 = adc_Read(2);
temp_res3 = adc_read(3);
Delay_10us;
wordToStr(temp_res0, texto);
lcd8_out(1,4,texto);
delay_us(10);
WordToStr(temp_res1, texto);
lcd8_out(2,4,texto);
delay_us(10);
wordToStr(temp_res2, texto);
lcd8_out(1,10,texto);
delay_us(10);
WordToStr(temp_res3, texto);
lcd8_out(2,10,texto);
delay_us(10);
if(temp_res0>=100&&temp_res1<50&&temp_res2>=200&&temp_res3>=300)
{
motor();
}
}
while (1);
}
void motor()
{
int var1=0;
int var2=0;
trisc=0;
portc=0;
122
pwm1_init(5000);
pwm2_init(5000);
pwm1_change_duty(0);
pwm1_start();
pwm2_change_duty(0);
pwm2_start();
while(var1<=255)
{
pwm2_change_duty(0);
pwm1_change_duty(var1);
var1=var1+5;
tempo_15ms();
}
tempo_5();
pwm1_change_duty(0);
tempo_15ms();
while(var2<=255)
{
pwm2_change_duty(var2);
var2=var2+5;
tempo_15ms();
}
tempo_5();
pwm2_change_duty(0);
}
void tempo_5()
{
t0con=0b10000110;
tmr0l=0x69;
tmr0h=0x67;
intcon.tmr0if=0;
while(intcon.tmr0if==0);
tmr0l=0x69;
tmr0h=0x67;
intcon.tmr0if=0;
}
void tempo_15ms()
{
t0con=0b10000110;
tmr0l=0x15;
tmr0h=0x77;
intcon.tmr0if=0;
while(intcon.tmr0if==0);
tmr0l=0x15;
tmr0h=0xff;
intcon.tmr0if=0;
}
123
ANEXO A- esquema do circuito elétrico do eletro-goniômetro
124
125
ANEXO B- programação do eletro-goniômetro
126
#include <p18f4431.h> //bibliotecas
#include <stdio.h>
//#include <time.h>
#include<stdlib.h>
#include<string.h>
#define lcd_data PORTB
#define lcd_RS PORTDbits.RD6 //configura pinos do lcd e pic
#define lcd_EN PORTDbits.RD7
void delay(unsigned int x)
{
unsigned int i; //rotina de tempo
for(i=0;i<=x;i++);
}
void wr_command_lcd(int command);
void init_lcd(void)
{
PORTB=0x00;
wr_command_lcd(0x03);
wr_command_lcd(0x03);
wr_command_lcd(0x03);
wr_command_lcd(0x02);
wr_command_lcd(0x01);
wr_command_lcd(0x02); //rotina de inicialização do display 8 bits 5x10
wr_command_lcd(0x06);
wr_command_lcd(0x0c);
wr_command_lcd(0x38);
}
void wr_command_lcd(int command)
{
lcd_RS=0;
delay(200);
lcd_data=command; //rotina p/ enviar comando para o lcd
lcd_EN=1;
delay(200);
lcd_EN=0;
delay(700);
}
void wr_char_lcd(char caracter)
{
lcd_RS=1;
delay(30);
lcd_data=caracter; //rotina p/ enviar caracteres para o lcd
lcd_EN=1;
delay(30);
lcd_EN=0;
delay(50);
}
void wr_string_lcd(char *string,char size)
{
char caracter=0;
for(caracter=0;caracter<=(size-1);caracter++) //rotina p/ enviar a palavra para o lcd
wr_char_lcd(string[caracter]);
}
void mv_cursor(char linha, char coluna)
{
char addr;
127
switch(linha)
{
case 0:
addr=0x80+coluna; //rotina p/ mover o cursor do lcd
break;
case 1:
addr=0xc0+coluna;
break;
}
wr_command_lcd(addr);
}
void config_system()
{
TRISB=0x00; //configura as portas do pic
TRISD=0x00;
TRISAbits.TRISA1=1;
}
void config_QEI()
{
QEICON=0x18;
MAXCNTL=0xFF;
MAXCNTH=0xFF;
POSCNTL=0x00; //CONFIGURA ENCODER
POSCNTH=0x00;
}
void main(void)
{
float angulo, angulomax, angulomin ;
int poscnt, str_lengh;
char string[16];
ANSEL0 = 0x00;
OSCCON = 0x72;
config_system();
config_QEI();
init_lcd();
mv_cursor(0,0);
str_lengh=sprintf(string,"Min");
wr_string_lcd(string,str_lengh);
mv_cursor(0,8);
str_lengh=sprintf(string,"Max");
wr_string_lcd(string,str_lengh);
mv_cursor(1,0);
str_lengh=sprintf(string,"Atual=");
wr_string_lcd(string,str_lengh);
while(1)
{
if(PORTAbits.RA1==1);
{
delay(500);
if(PORTAbits.RA1==1);
{
POSCNTL=0x00;
POSCNTH=0x00;
angulomax=0x00;
angulomin=0x00;
angulo=0x00;
}
}
128
if(PORTAbits.RA1==0);
{
poscnt=POSCNTH;
poscnt=poscnt<<8;
poscnt=poscnt+POSCNTL;
poscnt=(signed int)poscnt;
angulo=(((float)poscnt*360)/800);
}
mv_cursor(0,3);
str_lengh=sprintf(string,"%02i,%02i",(int)angulomin,(angulomin*100)-(int)(angulomin)*100);
wr_string_lcd(string,str_lengh);
mv_cursor(0,11);
str_lengh=sprintf(string,"%02i,%02i",(int)angulomax,(angulomax*100)-(int)(angulomax)*100);
wr_string_lcd(string,str_lengh);
mv_cursor(1,6);
str_lengh=sprintf(string,"%02i,%02i",(int)angulo,(angulo*100)-(int)(angulo)*100);
wr_string_lcd(string,str_lengh);
}
}
129
ANEXO C- pesquisas sobre o desenvolvimento de membros artificiais
130
Livros Grátis
( http://www.livrosgratis.com.br )
Milhares de Livros para Download:
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