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Development and Experimental Evaluation of a National Prosthetic Foot D. S. Oliveira and S. S. R. F. Rosa Abstract—The rehabilitation of people who suffers lower limb amputations, mostly have the aid of prosthetics. In the context of assistive technology, the contribution of this work is due to the development of a national prosthetic foot called Oliveira Foot. The development process was based on numerical simulations by finite elements. The results presented show that the use of this method allowed a reduction in the amount of physical manufacturing cycles, reducing production costs by at least six times. The prototype has been validated by experimental tests in vitro, and has passed the static test and static test of maximum force indicating its feasibility of use in humans, according to criteria defined in the standards used. Keywords— Assistive technology; Prosthesis; Oliveira Foot. I. INTRUDUÇÃO MPUTAÇÃO é uma condição grave que pode afetar drasticamente a qualidade de vida de uma pessoa, pois é o resultado da retirada cirúrgica ou traumática de um segmento corpóreo, podendo ser total ou parcial [1-3]. As causas mais comuns das amputações realizadas nos membros são: as vasculopatias periféricas, que acomentem entre 70% e 80% dos amputados [4]; as traumáticas, que atingem um número expressivo da população por acidentes de trânsito e de trabalho; os tumores ósseos malignos como osteossarcoma, que é o tumor ósseo mais comum que ocorre em crianças e adultos jovens com prevalência de adolescente, e as deficiências congênitas esqueléticas [5]. Os principais níveis das amputações de membro inferior são a desarticulação do quadril, a transfemural, a desarticulação do joelho, a transtibial, a desarticulação do tornozelo e a parcial do pé [4]. A amputação é um método de tratamento para diversas doenças e faz parte de um contexto geral de tratamento, cujo intuito é prover uma melhora na qualidade de vida do paciente. A amputação de membros inferiores gera algumas dificuldades, a que se observa mais facilmente é alteração na locomoção do amputado, mas também pode ocasionar alguns transtornos de carácter psicológico. Nesse contexto, o processo de reabilitação é uma etapa fundamental quando a amputação se faz necessária. Conforme estabelecido pela Organização Mundial da Saúde (OMS), a reabilitação é um conjunto de medidas que ajuda pessoas com deficiências a terem e manterem uma funcionalidade ativa na interação com o ambiente [6]. A reabilitação de pessoas que sofrem amputações dos membros inferiores, em sua maioria, tem o auxílio de próteses no contexto de tecnologia assistiva [7]. Nestes casos, a prótese tem o objetivo de garantir a estabilidade e fornecer segurança durante a deambulação [8]. A prótese é um dispositivo permanente ou transitório que substitui total ou parcialmente um membro, órgão ou tecido [9, 10]. O uso de uma prótese e a sua implementação no paciente (protetização) é um processo bastante especı ́ fico e individual, podendo fazer com que muitos pacientes protetizados apresentem alterações na marcha. Os principais modelos de prótese de são comercializados pela empresa irlandesa Össur e pela empresa alemã Otto Bock, mas seus detalhes não são divulgados por motivos comerciais. Brackx produziu protótipos de pés reativos do tipo ESR (Energy Storing and Returning), cujo tipo de prótese é essencialmente uma prótese com características elásticas e de amortecimento [11]. O Projeto Niagara é uma das raras exceções nesse ramo, pois conseguiu desenvolver uma prótese de pé de baixo custo que é utilizado em regiões da África [12]. Na realidade do Brasil, há pouca documentação referente à produção e ao desenvolvimento de próteses, em especial às próteses de pé. Os Centros de Reabilitação (CRs) no Brasil, normalmente, importam os pés que utilizam em suas próteses, pois no mercado nacional não existem empresas especializadas que produzam pés protéticos em larga escala e a preço acessível, possivelmente devido à ausência de normas nacionais aplicáveis em vigor. Essa dificuldade normativa não foi restritiva no desenvolvimento desta pesquisa, pois decidiu-se utilizar as normas internacionais vigentes em consonância com os critérios definidos nas boas práticas de fabricação da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA). Mediante o exposto, tem-se uma lacuna a ser preenchida no contexto brasileiro referente ao desenvolvimento e à produção nacional desse tipo de tecnologia assistiva, amplamente utilizado no processo de reabilitação de amputados. A inquietação pessoal oriunda da conjuntura exposta contribuiu para a elaboração e o amadurecimento do tema desenvolvido neste estudo. Desta forma, a contribuição original deste trabalho é o desenvolvimento de um pé protético nacional do tipo ESR denominado Oliveira Foot, que se insere como objeto de contribuição acadêmica e científica no contexto de tratamento do paciente com grau de amputação transtibial ou superior. Ressalta-se que a indicação do uso e do tipo de prótese compete a equipe multidisciplinar responsável pela reabilitação do amputado, não sendo o foco deste trabalho. Para tanto, foram alcaçados os seguintes objetivos específicos: desenvolvimento de um pé protético em ambiente CAD (Computer Aided Design) que suportou, de forma estável, o nível de carregamento estático de 1600 N definido A _______________________________________________________ D. S. Oliveira, Faculdade UnB Gama (FGA), Universidade de Brasília, Gama, Distrito Federal, Brasil, [email protected] S. S. R. F. Rosa, Universidade de Brasília (UNB), Brasília, Distrito Federal, Brasil, [email protected] IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 3, MARCH 2018 741

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Development and Experimental Evaluation of a National Prosthetic Foot

D. S. Oliveira and S. S. R. F. Rosa Abstract—The rehabilitation of people who suffers lower limb amputations, mostly have the aid of prosthetics. In the context of assistive technology, the contribution of this work is due to the development of a national prosthetic foot called Oliveira Foot. The development process was based on numerical simulations by finite elements. The results presented show that the use of this method allowed a reduction in the amount of physical manufacturing cycles, reducing production costs by at least six times. The prototype has been validated by experimental tests in vitro, and has passed the static test and static test of maximum force indicating its feasibility of use in humans, according to criteria defined in the standards used.

Keywords— Assistive technology; Prosthesis; Oliveira Foot.

I. INTRUDUÇÃO

MPUTAÇÃO é uma condição grave que pode afetar drasticamente a qualidade de vida de uma pessoa, pois é

o resultado da retirada cirúrgica ou traumática de um segmento corpóreo, podendo ser total ou parcial [1-3].

As causas mais comuns das amputações realizadas nos membros são: as vasculopatias periféricas, que acomentem entre 70% e 80% dos amputados [4]; as traumáticas, que atingem um número expressivo da população por acidentes de trânsito e de trabalho; os tumores ósseos malignos como osteossarcoma, que é o tumor ósseo mais comum que ocorre em crianças e adultos jovens com prevalência de adolescente, e as deficiências congênitas esqueléticas [5].

Os principais níveis das amputações de membro inferior são a desarticulação do quadril, a transfemural, a desarticulação do joelho, a transtibial, a desarticulação do tornozelo e a parcial do pé [4].

A amputação é um método de tratamento para diversas doenças e faz parte de um contexto geral de tratamento, cujo intuito é prover uma melhora na qualidade de vida do paciente. A amputação de membros inferiores gera algumas dificuldades, a que se observa mais facilmente é alteração na locomoção do amputado, mas também pode ocasionar alguns transtornos de carácter psicológico. Nesse contexto, o processo de reabilitação é uma etapa fundamental quando a amputação se faz necessária.

Conforme estabelecido pela Organização Mundial da Saúde (OMS), a reabilitação é um conjunto de medidas que ajuda pessoas com deficiências a terem e manterem uma funcionalidade ativa na interação com o ambiente [6].

A reabilitação de pessoas que sofrem amputações dos membros inferiores, em sua maioria, tem o auxílio de próteses no contexto de tecnologia assistiva [7]. Nestes casos, a prótese tem o objetivo de garantir a estabilidade e fornecer segurança durante a deambulação [8]. A prótese é um dispositivo permanente ou transitório que substitui total ou parcialmente um membro, órgão ou tecido [9, 10].

O uso de uma prótese e a sua implementação no paciente (protetização) é um processo bastante especı́fico e individual, podendo fazer com que muitos pacientes protetizados apresentem alterações na marcha.

Os principais modelos de prótese de pé são comercializados pela empresa irlandesa Össur e pela empresa alemã Otto Bock, mas seus detalhes não são divulgados por motivos comerciais. Brackx produziu protótipos de pés reativos do tipo ESR (Energy Storing and Returning), cujo tipo de prótese é essencialmente uma prótese com características elásticas e de amortecimento [11]. O Projeto Niagara é uma das raras exceções nesse ramo, pois conseguiu desenvolver uma prótese de pé de baixo custo que é utilizado em regiões da África [12]. Na realidade do Brasil, há pouca documentação referente à produção e ao desenvolvimento de próteses, em especial às próteses de pé.

Os Centros de Reabilitação (CRs) no Brasil, normalmente, importam os pés que utilizam em suas próteses, pois no mercado nacional não existem empresas especializadas que produzam pés protéticos em larga escala e a preço acessível, possivelmente devido à ausência de normas nacionais aplicáveis em vigor. Essa dificuldade normativa não foi restritiva no desenvolvimento desta pesquisa, pois decidiu-se utilizar as normas internacionais vigentes em consonância com os critérios definidos nas boas práticas de fabricação da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA).

Mediante o exposto, tem-se uma lacuna a ser preenchida no contexto brasileiro referente ao desenvolvimento e à produção nacional desse tipo de tecnologia assistiva, amplamente utilizado no processo de reabilitação de amputados. A inquietação pessoal oriunda da conjuntura exposta contribuiu para a elaboração e o amadurecimento do tema desenvolvido neste estudo.

Desta forma, a contribuição original deste trabalho é o desenvolvimento de um pé protético nacional do tipo ESR denominado Oliveira Foot, que se insere como objeto de contribuição acadêmica e científica no contexto de tratamento do paciente com grau de amputação transtibial ou superior. Ressalta-se que a indicação do uso e do tipo de prótese compete a equipe multidisciplinar responsável pela reabilitação do amputado, não sendo o foco deste trabalho.

Para tanto, foram alcaçados os seguintes objetivos específicos: desenvolvimento de um pé protético em ambiente CAD (Computer Aided Design) que suportou, de forma estável, o nível de carregamento estático de 1600 N definido

A

_______________________________________________________ D. S. Oliveira, Faculdade UnB Gama (FGA), Universidade de Brasília, Gama, Distrito Federal, Brasil, [email protected] S. S. R. F. Rosa, Universidade de Brasília (UNB), Brasília, Distrito Federal, Brasil, [email protected]

IEEE LATIN AMERICA TRANSACTIONS, VOL. 16, NO. 3, MARCH 2018 741

na norma ISO 22675 [13]; realização de simulações numéricas de análise estrutural do modelo CAD para avaliar a resposta da prótese, objetivando reduzir os ciclos físicos de manufatura e, por consequência, os testes experimentais; manufatura da prótese e, por fim, avaliou-se o pé protético realizando o teste de prova estática e o teste de força máxima estática in vitro conforme parâmetros definidos nas normas vigentes.

II. MATERIAIS E MÉTODOS

Nos testes in vitro e nas simulações computacionais serão

adotadas os requisitos estabelecidos nas normas da International Organization for Standardization (ISO) listadas abaixo:

• ISO 22675:2006 - Prosthetics - Testing of ankle-foot devices and foot units - Requirements and test methods [13];

• ISO 22676:2006 - Prosthetics - Testing of ankle-foot devices and foot units - Guidance on the application of the test loading conditions of ISO 22675 and on the design of appropriate test equipment [14];

• ISO 10328:2006 - Prosthetics - Structural testing of lower-limb prostheses - Requirements and test methods [15].

Além das normas internacionais citadas, foram aplicadas todas as Normas Regulamentadoras (NR) do Ministério de Trabalho e Previdência Social, em especial:

• A NR Nº 06 - Equipamento de Proteção Individual - EPI; • A NR Nº 10 - Segurança em Instalações e Serviços em

Eletricidade; • A NR Nº 12 - Segurança no Trabalho em Máquinas e

Equipamentos. A. Método de modelagem por elementos finitos Conforme exposto em [16, 17], a análise por elementos

finitos ou Finite Element Analysis (FEA) é o uso do Método dos Elementos Finitos (MEF) para realizar uma determinada análise. No MEF o domínio de definição do modelo matemático é dividido em um número discreto de subdomínios ou elementos de dimensão finita denominados elementos finitos [18, 19].

Essa técnica é amplamente utilizada na análise de projetos e no desenvolvimento de produtos nas mais diversas áreas, pode-se citar algumas: a aeroespacial, a automotiva, a naval, a biomédica, a mecânica dos fluídos.

A análise por elementos finitos deste trabalho foi realizada com o auxílio do software comercial CATIA (Computer Aided Three-dimensional Interactive Application). Sendo que a malha é um fator determinante para a qualidade, convergência e representatividade dos resultados de simulação. Foi escolhida a ferramenta New Adaptivity Entity para refinar localmente a malha gerada pelo CATIA de forma automática. Como critério de parada foi criado o critério denominado Regulaçãodevon Mises, essa regulação é a razão entre a diferença da tensão de von Mises antes do refinamento da malha com a tensão de von Mises após o refinamento, dividido pela tensão de von Mises após o refinamento. A malha foi refinada até que a regulação de von Mises fosse menor ou igual a 10%.

B. Processos de fabricação Foi escolhido o Polióxido de Metileno (POM) também

conhecido como poliacetal ou acetal, como o material utilizado na manufatura do pé protético, pois possui boa usinabilidade, em especial nos processos de usinagem por torneamento e fresamento.

Com a análise da geometria do pé protético foi decidido que a prótese será usinada utilizando o processo de fresamento. O processo de fresamento foi realizado em um Centro de Usinagem Vertical CNC (Controle Numérico Computadorizado), da marca Romi modelo D600. O CNC é um sistema de controle simultâneo de múltiplos eixos que utiliza uma escrita de programação em código G.

C. Máquinas e equipamentos

A metrologia do pé protético foi realizada utilizando paquímetro com guia de titânio e capacidade de leitura de (150 ± 0, 05) mm. As dimensões do perfil externo que excederam a capacidade de leitura do paquímetro foram obtidas com o traçador de altura com capacidade de leitura de (300 ± 0, 05) mm.

As medidas dos perfis e irregularidades das cavidades do pé protético foram realizadas no Projetor de Perfil PJ–A3000, utilizando lente com zoom de 20 vezes. Este equipamento tem resolução linear de leitura de 0,001 mm e sua mesa tem capacidade de deslocamento de 100 mm para ambos sentidos de deslocamento no plano de leitura.

Os testes foram realizados na máquina de ensaio INSTRON 8801, a célula de carga deste equipamento possui massa de 10 kg e classificação dinâmica de 100 kN tanto para compressão quanto para tração, ou seja, o equipamento pode ser utilizado em testes que não ultrapassem forças na ordem de 100 kN. A máquina possui limite máximo de deslocamento de 580 mm, entre as garras de fixação. Dentro deste limite, definiu-se o comprimento UT,L com 300 mm e o comprimento da plataforma de apoio em relação ao ponto em contato com a prótese é PI com 150 mm, conforme exposto na Fig. 1. Com estas dimensões tem-se 130 mm para montar e desmontar os acessórios, além de não trabalhar próximo do limite superior do curso do cilindro hidráulico que é o responsável pela movimentação do equipamento.

Figura 1. Instalação para ensaios in vitro de pés protéticos e montagem dos acessórios e do pé protético desenvolvido, ensaio na região do calcanhar.

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D. Procedimento experimental Cada configuração de ensaio foi definida em um sistema

bidimensional de coordenadas retangulares. O número mínimo de testes necessários para cada tipo de

ensaio são duas unidades. O número mínimo indica, quantas amostras de teste de uma unidade protética deve completar os testes sem falhar.

Os equipamentos de testes e qualquer dispositivo usado para medir cargas e dimensões devem ser calibrados pelo menos anualmente e sempre que qualquer parte for substituı́da, conforme definido na norma ISO 22675.

Os testes experimentais in vitro foram realizados no equipamento INSTRON 3520.

Nas normas (ISO 22675 e ISO 10328) é determinado que o teste cíclico deve ser realizado de forma que o carregamento seja aplicado na região do calcanhar e na região do antepé no mesmo ciclo, e que a transição entre as regiões de aplicação da força devem ser suaves e homogêneas. Portanto, devido à característica do equipamento de teste utilizado, essas condições não podem ser atendidas. Então, seria necessário fazer o teste cíclico em outra região do Brasil para ensaiar o protótipo desenvolvido. Contudo, a existência nacional desse tipo de equipamento é desconhecida. Possivelmente, devido ao fato que, até o presente momento, não há normas brasileiras regulamentadoras vigentes no Brasil referentes aos ensaios de próteses de pé. Devido ao exposto, o teste cíclico não será realizado neste trabalho.

E. Teste de prova estática O teste de prova estática deve ser realizado pela aplicação

da força de ensaio, inicialmente, na posição do calcanhar e, posteriormente, para a posição do antepé na mesma amostra [13 - 15].

O teste de prova estática visa testar o protótipo em um nível de carga que simula as condições de uso mais comuns.

Dentre os níves de carregamento possíveis foi escolhido o ensaio de nível P3, ou seja, o uso de uma força de aproximadamente 1600 N, implementada a uma taxa de 100N/s. Essa força deve ser mantida durante (30 ± 3)s e depois diminuir a força para zero.

Na Fig. 2 é apresentado a configuração experimental in vitro do teste de prova estática referente a região do antepé. Observa-se na Fig. 2a o inı́cio da fase de compressão do teste e na Fig. 2b a fase final de compressão do teste de prova estática na região do antepé.

Figura 2 – Teste de prova estática antepé. Em a) tem-se o inı́cio da fase de compressão do teste e em b) a fase final de compressão do teste de prova estática na região do antepé.

A ocorrência de falha no procedimento de teste numa direção de carregamento gera uma não conformidade com os requisitos do teste de desempenho, por esta razão, o teste deve ser encerrado [13].

F. Teste estático de força máxima

O teste estático de força máxima visa verificar se a prótese tem condições de suportar cargas superiores a 50% do teste de prova estática sem apresentar uma falha crítica (quebra).

A força utilizada nesse testes foi de aproximadamente 2400 N, implementada a uma taxa de 100N/s. Essa força foi mantida durante (30 ± 3)s e depois diminuida para zero.

III. RESULTADOS E ANÁLISES

Como resultado, são apresentados desenhos que

representam uma combinação de uma estrutura leve e inovadora, com um design criativo. Os formatos apresentados neste são representações inéditas para uma prótese de pé.

Foi proposto um sistema de amortecimento usando o espaço presente na geometria do retropé com uma geometria do tipo “ampulheta”, além da estrutura do arco plantar. As próteses de pé do tipo ESR (Energy Storing and Returning) comercializadas, em sua maioria, apresentam geometrias que lembram formatos de “C”, “O” e “Z” na região do retropé.

O pé protético foi projetado para amortecer impactos provenientes da marcha, atuando na zona elástica da prótese. Espera-se um deslocamento com um bom retorno de energia, isto é, a energia armazenada na fase de compressão será utilizada para impulsionar levemente o indivíduo para a frente.

Outro diferencial da prótese é o fato da altura total da prótese ser próxima aos limites geométricos do pé não amputado, ela é portanto, menor em comparação com as próteses do tipo ESR comercializadas. Esta diferença foi pensada para que ela possa ser utilizada em próteses articuladas ou ativas no tornozelo.

A resposta ao amortecimento e ao retorno de energia no modelo proposto tem seus resultados impactados pelas condições físicas do usuário, por exemplo, o peso, a altura, a idade, a velocidade da marcha, etc. Devido ao exposto, os testes experimentais e numéricos foram desenvolvidos dentro de uma faixa de uso, objetivando uma aplicação específica.

A. Modelo CAD O processo de melhoria entre as versões do pé protético foi

baseada em dois critérios. O primeiro é a tensão se Von Mises, pois o polióxido de

metileno (POM) tem uma tensão de ruptura de 70 MPa, conforme dados disponibilizados pelo fabricante Hipermetal, então, se exceder este valor, o modelo falha, sendo necessário alterar o desenho reforçando a geometria nos locais com maior tensão.

O segundo critério é a deformação, pois o POM possui elongação até a ruptura no valor de 40%. Arbitrou-se que deformações superiores a 40 mm geram uma não conformidade, mesmo se não resultar no rompimento do material.

A Fig. 3 apresenta as alterações realizadas nos modelos do Oliveira Foot. As versões são apresentadas no formato 2D, Fig. 3, pois são projeções retas com 50 mm de espessura.

SANTOS OLIVEIRA AND SIQUEIRA RODRIGUES FLEURY ROSA : DEVELOPMENT 743

Figura 3. Melhoria conceitual do pé protético obtido via MEF.

Os modelos foram alterados para atender primeiro ao

critério de von Mises e depois ao critério de deformação. Sendo analisado primeiro a região do calcanhar e depois a região do antepé, conforme descrito abaixo:

1. A versão V1, Fig. 3a, a região do calcanhar é aprovada em ambos os critérios, mas falha na região do antepé em ambos os critérios;

2. Na versão V2, Fig. 3b, optou-se em arredondar os cantos vivos da versão V1, reduzindo o módulo dos valores na região do calcanhar. Mas o modelo ainda falha na região do antepé em ambos os critérios;

3. Na versão V3, Fig. 3c, foi introduzido um reforço com a mesma espessura da prótese entre a região do arco plantar e a região do retropé. Esta mudança reduziu a deformação no calcanhar e alterou a tensão de von Mises de 34,1 MPa para 39,7 MPa. Contudo, ocorreu falha na região do antepé em ambos os critérios. Nas versões V1 a V6 a região do calcanhar é aprovada em ambos os critérios e não será detalhada nas versões seguintes;

4. Na versão V4, Fig. 3d, foi introduzido um reforço maciço com espessura de 10 mm, centrado no eixo de simetria da prótese, fazendo com que a deformação fosse menor que 40mm, mas a tensão se von Misses excede o valor de 70 M pa;

5. Na versão V5, Fig. 3e, foi desenvolvido um segundo arco ligando a região de aplicação da força do antepé com a região de aplicação da força no calcanhar, pois observou-se que a região do retropé é a mais estável desde a versão V1. Essa alteração resultou na aprovação do modelo na região do calcanhar e na região do antepé em ambos os critérios;

6. Na versão V6, Fig. 3f, foi suavizado os raios implementados na versão V5, fazendo com que os critérios de von Mises e de deformação atingissem seus menores valores entre as versões apresentadas.

O processo de simulação numérica foi útil, pois reduziu em, no mı́nimo, 6 vezes o tempo de manufatura, diminuindo, por consequência, a quantidade de testes experimentais que seriam implementados sem a utilização desse método.

A simulação numérica também foi exitosa, pois reduziu consideravelmente os custos finais do projeto.

Então, a análise por elementos finitos se mostrou uma ferramenta que auxiliou no processo de desenvolvimento do objeto deste trabalho.

B. Manufatura A Fig. 4 apresenta a primeira versão manufaturada em

POM do pé protético, correspondendo a versão V6 simulada, as letras A, B e C foram implementados para identificar cada cavidade.

Figura 4. Protótipo manufaturado em polióxido de metileno.

O sistema de amortecimento foi baseado nos arcos

plantares do pé, para não sobrecarregar a estrutura do arco plantar (cavidades B e C), foi elaborado um segundo sistema de amortecimento usando o espaço presente na geometria do retropé (cavidade A), com uma geometria do tipo “ampulheta”. Cada cavidade também possui a função de redução de massa.

A prótese de pé possui as seguintes características: 1. Comprimento total de 260 mm e é equivalente a um

calçado masculinho tamanho 39-40 (medida brasileira); 2. Altura de 80 mm que é a distância aproximada a

distância entre o colo do tálus e o apoio do calcanhar; 3. Massa total de 0, 430 kg; 4. Espessura de 50 mm; 5. Coeficiente de amortecimento viscoso de 0,012

Ns/m.

C. Teste de prova estática As curvas experimentais in vitro dos testes de prova

estática apresentadas representam séries mínimas de dez testes, com seus respectivos erros experimentais, tanto para a região do antepé quanto para a região do calcanhar. Os dados foram coletados a cada 0,1 segundo de teste.

Na Fig. 5 são apresentados as respostas características do teste de prova estática realizado in vitro em em comparação com a simulação numérica obtida via MEF.

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Figura 5. Teste de prova estática, comparação entre os resultados obtidos por simulação numérica e testes in vitro.

Na analise da Fig. 5, observa-se uma boa convergência entre os resultados experimentais em comparação com os valores obtivos por simulação numérica, em especial, no intervalo de aplicação da força entre 0 e 1000 N. Evidenciando que a metodologia de simulação numérica foi uma ferramenta realmente útil no processo de desenvolvimento do objeto de estudo deste artigo.

Analisando a Fig. 5, observa-se que a resposta experimental, referente à curva “Antepé – in vitro”, não é totalmente linear devido, principalmente, ao coeficiente de amortecimento viscoso do material. Contudo, a característica dinâmica da prótese pode ser aproximada por um polinômio, conforme exposto na Eq. 1:

!(!) = 0,37!! + 40,74! + 2,36 (1) Onde !(!), representa a força aplicada em Newtons e !

representa o deslocamento da prótese na região do antepé dentro do intervalo de 0!! a 30!!.

A Eq. 1 mostra que a prótese, na região do antepé, tem boas características elásticas e de amortecimento, conferindo à prótese uma característica de retorno de energia.

Os resultados demonstram que os dados experimentais da curva “Calcanhar – in vitro” também pode ser aproximada por um polinômio, conforme exposto na Eq. 2:

!(!) = −37,5!! + 192!! + 342,1! − 11,1 (2) Onde !(!), representa a força aplicada em Newtons, e ! é

o deslocamento da prótese na região do calcanhar dentro do intervalo 0!! a 2,7!!.

A Eq. 2 mostra que a prótese, na região do calcanhar, tem grande capaciade de absorver força sem sofrer grandes deformações.

Conclui-se, da Fig. 5 e das equações apresentadas, que o pé protético desenvolvido apresenta um comportamento mais rígido para a região do calcanhar, o que pode representar um aumento na sensação de segurança ou de estabilidade durante a marcha do amputado. Já para região do antepé, o Oliveira Foot apresenta como principal característica o bom retorno de

energia devido às características elásticas e de amortecimento. Essa peculiaridade pode vir a reduzir a demanda energética para locomoção do amputado em etapas e análises futuras. Contudo, os resultados experimentais não podem ser comparados diretamente com outras próteses de pé, principalmente devido às diferenças entre os materiais utilizados e à geometria desenvolvida.

Para ser aprovado no teste de prova estática da norma ISO 22675 o pé protético precisava suportar e manter a carga estabelecida pelo intervalo de tempo de (30 ± 3)s. Portanto, o pé protético foi aprovado em todos os testes de prova estática realizados.

A prótese se comportou de maneira elástica nos testes de prova estática, ou seja, removidos os esforços atuantes sobre a prótese, ela voltou a sua configuração de repouso. Essa situação indica que a prótese pode ser utilizada sem restrições até um valor de força máximo de 1600 N. Esse valor de força foi considerado como parâmetro de projeto para caracterizar os limites superiores de uso do pé protético, bem como o seu respectivo coeficiente de segurança.

A força que atua sobre a prótese, projetando sua situação de uso, tem relação direta com a massa do amputado e pode ser mensurada pela Força de Reação do Solo (FRS).

Estudo realizados por [20-23], com voluntários de diversas faixas etárias, gêneros, e massas corpóreas, mediram a FRS referente à velocidade de marcha entre (0,75 – 1,25) m/s que corresponde à faixa de velocidade de caminhada mais comum de pessoas amputadas e não amputadas. Resultados desses estudos evidenciam que a FRS tem seu valor máximo, em módulo, equivalente a 110% da força decorrente da massa de uma pessoa. A resposta da FRS nos estudos citados apresenta curvas com características semelhantes ao apresentado nos perfis de força de ensaio como funções sincronizadas do tempo da norma ISO 22675, a única diferença notável é que os autores das pesquisas normalizam a FRS dividindo-a pelo peso do voluntário.

Tendo como critério de projeto a FRS, foi determinado que o pé protético pode ser utilizado por pessoas com massa de até 80 kg, com esse valor de massa a FRS terá módulo máximo menor ou igual ao determinado no ensaio do teste cíclico de carga em nível P3 da norma adotada, se o amputado caminhar com velocidade menor ou igual a 1,25 m/s.

As forças de ensaio do teste cíclico de carga em nível P3 resultam em um coeficiente de segurança de aproximadamente de dois, comparados com os testes de prova estática.

A massa e a velocidade de caminha são situações limites no uso do pé protético desenvolvido. Os critérios máximos de massa e de velocidade recomendados são descritos abaixo:

• Massa corpórea de até 80 kg; • Velocidade de marcha menor ou igual a 1, 25 m/s. As indicações referentes ao uso, ao tipo de prótese e ao

nível de amputação que o Oliveira Foot irá atender, caso seja testada in vivo, compete à equipe multidisciplinar responsável pela reabilitação do amputado. Contudo, ele não pode ser indicado para práticas de esportes, como, por exemplo, a corrida, o vôlei e o basquete, pois na prática desses tipos de esportes o limite de segurança de velocidade é ultrapassado.

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D. Teste estático de força máxima As curvas experimentais in vitro dos testes de prova

estático de força máxima apresentadas representam série de dois testes, com seus respectivos erros experimentais, tanto para a região do antepé quanto para a região do calcanhar. Os dados foram coletados a cada 0,1segundo de teste. A Fig. 6 apresenta os resultados referentes aos testes estáticos de força máxima realizados.

Figura 6. Teste estático de força máxima. Para o pé protético ser aprovado no teste estático de força

máxima o protótipo deve se manter íntegro, ou seja, não quebrar, quando aplicada as forças determinadas. Portanto, o pé protético foi aprovado em todos os testes estáticos de força máxima realizados, pois a prótese se manteve íntegra, ou seja, não houve ruptura e nem danos visíveis.

IV. CONCLUSÕES Com base nos resultados obtidos, é possível pontuar três

principais pontos deste estudo, conforme listadas a seguir: 1. O desenvolvimento nacional de um pé protético

denominado Oliveira Foot é uma contribuição original deste trabalho. Seu desenvolvimento utilizou o polióxido de metileno como matéria prima e tem como diferencial uma estrutura leve e inovadora com design criativo e formato original;

2. O pé protético foi aprovado no teste de prova estática e no teste estático de força máxima realizados experimentalmente in vitro, conforme critérios definidos nas normas internacionais vigentes, indicando viabilidade de uso em humanos;

3. A metodologia numérica por elementos finitos possibilitou a redução na quantidade de ciclos fı́sicos de manufatura. Reduzindo os custos de produção, o tempo necessário para realizar a usinagem, os testes experimentais e as análises em, no mı́nimo, seis vezes;

A prótese desenvolvida se insere como objeto de contribuição acadêmica e científica no contexto de tratamento para portadores de necessidades especiais, objetivando uma melhora na qualidade de vida do paciente com grau de amputação transtibial ou superior e possui possibilidade de ser

utilizado no Sistema Único de Saúde (SUS) brasileiro. O objeto e a metodologia deste trabalho demonstram um potencial de uso multidisciplinar dentro das tecnologias assistivas e possui potencial de ser inserido como instrumento facilitador na reabilitação de amputados.

REFERÊNCIAS

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Possui graduação em Engenharia de Energia pela Universidade de Brasília (2014) e mestrado em Engenharia Biomédica pela Universidade de Brasília (2016). Possui experiência atuando nos seguintes temas: Modelagem de Sistemas Fisiológicos via Bond Graph, Confecção de próteses e órteses de

membros inferiores, Fenômenos de Transpote, Manutenção Industrial (preventiva, preditiva e TPM), Processos de Fabricação, Alinhamento e nivelamento de máquina, Balanceamento estático, Sistemas eletro-pneumáticos e eletro-hidráulicos, Mecânica dos Fluídos, Turbinas Hidráulicas, Geração de energia (solar, eólica e hidráulica) e Economia/Otimização de sistemas elétricos. http://lattes.cnpq.br/7942404466904692.

Suélia de Siqueira Rodrigues Fleury Rosa possui graduação em Engenharia Eletrônica pela Universidade Estadual Paulista Júlio de Mesquita Filho (2001), Mestrado em Engenharia Eletrônica - Mecatrônica - Instituto Tecnológico de Aeronáutica (2005). Doutorado em Engenharia Eletrônica - Biomédica pela

Universidade de Brasília (2008). Pós-doutorado (2013) no Media Lab no Massachusetts Institute of Technology (MIT). Tem experiência na área de Engenharia Biomédica, atuando principalmente em Modelagem de Sistemas Fisiológicos via Bond Graph, Construção e Licenciamento de Dispositivos Médicos, Biomaterial Látex aplicado a Neoformação Tecidual, Feridas, Câncer Hepático e Ensaio Clinico. Pesquisadora e Fundadora do Laboratório de Engenharia e Inovação - LEI e do Laboratório de Engenharia e Biomaterial (BioEngLab - LEI) da Faculdade Gama Universidade de Brasília UnB - FGA. Também tem servido como consultora Ad-Hoc de vários órgãos de fomento brasileiros. Professora Adjunto do Curso Engenharia Eletrônica, Universidade de Brasilia (UnB) e do Curso de Pós-Graduação em Engenharia Biomédica - UnB. Membro do Comitê de Ética em Pesquisa com Seres Humanos - FS. Membro da Sociedade Brasileira de Profissionais em Pesquisa Clinica. http://lattes.cnpq.br/1154673226500318.

SANTOS OLIVEIRA AND SIQUEIRA RODRIGUES FLEURY ROSA : DEVELOPMENT 747