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Patrícia Arantes Senra
Estudo e conceção de um sistema de encaixerápido e simples para próteses de membrosinferiores
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Universidade do MinhoEscola de Engenharia
dezembro de 2015
Dissertação de MestradoCiclo de Estudos Integrados Conducentes aoGrau de Mestre em Engenharia Biomédica
Trabalho efectuado sob a orientação doProfessor Doutor Eurico SeabraProfessor Doutor Luís Ferreira da Silva
Patrícia Arantes Senra
Estudo e conceção de um sistema de encaixerápido e simples para próteses de membrosinferiores
Universidade do MinhoEscola de Engenharia
i
Agradecimentos
O decorrer deste percurso académico, em especial, deste último ano, apenas foi
possível com o apoio das pessoas que mais gostamos, respeitamos e admirámos.
Contudo, devo um agradecimento em especial aos meus orientadores Professor
Doutor Eurico Seabra e Professor Doutor Luís Ferreira da Silva pela oportunidade em
participar neste projeto em específico, pela compreensão, dedicação, prontidão e boa
disposição que tanto lhes é característica. Muito obrigada! Foi um prazer enorme
trabalhar com os Professores.
Aproveito também para agradecer à Padrão Ortopédica pela proposta de tema,
em especial ao Sr. Carlos Quelhas pelo seu interesse e disponibilidade.
A todos, a minha gratidão!
Um Bem-haja!
ii
Palavras-Chave
Próteses de membros inferiores
Mecanismo de suspensão
Mecanismo de encaixe
Membro residual
iii
Resumo No âmbito da conclusão do Mestrado Integrado em Engenharia Biomédica no
ramo de Biomateriais, Reabilitação e Biomecânica, é apresentado o projeto final “Estudo
e conceção de um sistema de encaixe rápido e simples para próteses de membros
inferiores”.
Para o enquadramento do tema, inicia-se a dissertação com uma breve
explicação sobre a anatomia dos membros inferiores, abordando a estrutura esquelética
e organização muscular. Depois, é estudado o fenómeno de marcha e a importância da
sua compreensão. Também foi elaborado uma breve abordagem sobre amputações e
patologias associadas que originam a necessidade de recorrer as próteses de membros
inferiores para recuperação da mobilidade.
Foi realizado um estudo de projeto, no qual está compreendida a evolução das
próteses ao longo da história, o tipo de próteses existentes e os componentes protéticos
e respetivos produtos já comercializados. No final tratou-se uma análise crítica na qual
é feita é uma comparação dos diferentes sistemas de encaixe atualmente existentes em
diferentes parâmetros interpretados como importantes, que permite a obtenção de
uma árvore de objetivos geral sobre o que se pretende de um sistema de encaixe, sendo
tomado como referência um modelo que respeita vários objetivos definidos.
Partindo de um modelo de referência e das conclusões obtidas através do estudo
de projeto, a árvore de objetivos foi redefinida, foi desenhado um diagrama de funções
e estabelecidos os requisitos necessários para a conceção de um novo sistema de
suspensão que clarificaram e permitiram a evolução deste projeto para a obtenção de
diferentes soluções alternativas, de entre as quais foi escolhida uma solução que
apresentava um sistema de suspensão que proporciona uma ligação rápida, simples e
ergonómica.
Para o desenvolvimento da solução, foi necessário ter especial cuidado com o
espaço bastante reduzido, tendo em conta os requisitos.
iv
Abstract After concluding the Integrated Master in Biomedical Engineering, involving the
study of Biomaterials, Rehabilitation and Biomechanics, it is presented here the final
project entitled “Study and conception of simple and easy suspension system for lower
limb prosthesis”.
In the development of this project, a brief explanation was made in terms of the
anatomy of the lower limb, where it was also presented the skeletal structural and
muscular organization, as well as the knowledge of the human gait. Then, a reference
was also made to the amputation and the pathologies associated with the lower limbs
that generate the need of the use of lower limb prosthesis.
A state-of-art analysis was carried out, where the evolution of prosthesis were
presented, as well as its different kinds, and its prosthetic components. Thus, a critical
analysis was presented about the different kinds of suspension systems regarding some
its crucial parameters. This critical analysis enabled the determination of a reference
model and the general goals to accomplish.
After outlined the goals, the requirements and the functions diagrams were also
obtained, and three possible solutions were discussed and analyzed. One of these
solutions was chosen, which corresponds to a new easy, quickly and simple suspension
system for a prosthesis solution.
For the design of the new solution, the overall dimensions of the assembled
components were an important constraint variable.
v
Índice Agradecimentos ............................................................................................................................. i
Palavras-Chave .............................................................................................................................. ii
Resumo ......................................................................................................................................... iii
Abstract .........................................................................................................................................iv
Lista de Figuras ............................................................................................................................. vii
Lista de Tabelas ............................................................................................................................. xi
CAPÍTULO 1 ................................................................................................................................... 1
Introdução ..................................................................................................................................... 1
1.1 Motivação e Objetivos ........................................................................................................ 1
1.2 Estrutura da dissertação ..................................................................................................... 3
1.3 Enquadramento da Empresa ............................................................................................... 3
CAPÍTULO 2 ................................................................................................................................... 4
Fundamentos Teóricos .................................................................................................................. 4
2.1 Introdução ........................................................................................................................... 4
2.2 Anatomia do Membro Inferior ............................................................................................ 6
2.2.1 Estrutura Esquelética ................................................................................................... 7
2.2.2 Músculos do membro Inferior ................................................................................... 12
2.2.3 Articulações ......................................................................................................... 19
2.3 Marcha .............................................................................................................................. 20
2.3.1 Ciclo de Marcha .......................................................................................................... 22
2.4 Biomecânica dos Membros Inferiores e Marcha .............................................................. 24
2.5 Amputações ...................................................................................................................... 26
2.5.1 Níveis de Amputação.................................................................................................. 27
2.5.2 Reabilitação ................................................................................................................ 28
CAPÍTULO 3 ................................................................................................................................. 31
Estudo do Projeto ........................................................................................................................ 31
3.1 Prótese .............................................................................................................................. 32
3.1.1 Resenha histórica ....................................................................................................... 33
3.2.2 Prótese Exoesquelética .............................................................................................. 38
3.2.3 Prótese Endoesqueléticas .......................................................................................... 39
3.3 Componentes das Próteses ............................................................................................... 41
3.3.1 Encaixe Rígido............................................................................................................. 42
3.3.2 Gel Liners .................................................................................................................... 44
3.3.3 Sistema de Suspensão ................................................................................................ 47
3.3.4 Articulação do Joelho .......................................................................................... 59
vi
3.3.5 Pé Protético ................................................................................................................ 60
3.4 Protetização ...................................................................................................................... 61
3.4.1 Construção de Prótese ............................................................................................... 63
3.5 Breve estudo do mercado ................................................................................................. 68
3.6 Legislação Reguladora de Dispositivos Médicos ............................................................... 70
3.7 Análise Crítica .................................................................................................................... 75
CAPÍTULO 4 ................................................................................................................................. 80
Metodologia Adotada ................................................................................................................. 80
4.1 Abordagem da conceção e desenvolvimento do projeto ................................................. 80
4.1.1 Estabelecimento de objetivos – Árvore de objetivos ................................................ 80
4.1.2 Estabelecimentos de funções ..................................................................................... 82
4.1.3 Requisitos ................................................................................................................... 88
4.1.4 Estabelecimento de novas subfunções ...................................................................... 89
4.1.5 Mapa Morfológico ...................................................................................................... 91
4.1.6 Descrição e Análise das diferentes soluções alternativas .......................................... 95
4.2 Análise de Soluções ........................................................................................................... 99
4.2.1 Análise comparativa entre as três soluções ............................................................... 99
4.2.2 Comparação entre a melhor solução alternativa e o modelo ALPS Lock S496-T ..... 102
4.3 Resumo conclusivo .......................................................................................................... 104
CAPÍTULO 5 ............................................................................................................................... 106
Desenvolvimento da Solução .................................................................................................... 106
5.1 Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado ....................................................................... 106
5.1.1 Elemento Fixador ..................................................................................................... 107
5.1.2 Mecanismo de Guiamento ....................................................................................... 108
5.1.3 Mecanismo de Fixação ............................................................................................. 120
5.1.4 Alojamento do Sistema ............................................................................................ 126
CAPÍTULO 6 ............................................................................................................................... 128
Conclusões ................................................................................................................................ 128
6.1 Sumário ........................................................................................................................... 128
6.2 Conclusão ........................................................................................................................ 129
6.3 Trabalho futuro ............................................................................................................... 131
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ................................................................................................ 132
Bibliografia Citada ............................................................................................................. 132
ANEXOS ..................................................................................................................................... 142
vii
Lista de Figuras
Figura 2. 1 - Diagrama ilustrativo da marcha humana versus marcha com prótese –
[adaptado de 15]. ............................................................................................................. 5
Figura 2. 2 - Posição anatómica, com três planos de referência e seis direções
fundamentais [adaptado de 18] ....................................................................................... 6
Figura 2. 3 -Movimentos em torno da junta da anca (acima) e da junta do joelho (abaixo)
[adaptado de 18] .............................................................................................................. 7
Figura 2. 4 - Movimentos do tornozelo [adaptado de 18] ............................................... 7
Figura 2. 5 - Ossos e articulações dos membros inferiores [adaptado de 18] ................. 8
Figura 2. 6 - Constituição do pé [adaptado de 18] ........................................................... 8
Figura 2. 7 - Ilustração dos ilíacos [19] ............................................................................. 9
Figura 2. 8 - Ilustração do fémur em diferentes vistas [19] ........................................... 10
Figura 2. 9 - Ilustração da vista anterior e posterior da Patela [19] ............................... 11
Figura 2. 10 - Ilustração da Tíbia [19] ............................................................................. 11
Figura 2. 11 - Ilustração do perónio [19] ........................................................................ 12
Figura 2. 12 - Músculos Posteriores da Anca: (a) Vista posterior superficial da anca
direita. (b) Vista posterior profunda da anca direita. O grande e médio glúteo foram
removidos, de modo a evidenciar os músculos mais profundos. O piriforme foi
seccionado [adaptado de 16] ......................................................................................... 14
Figura 2. 13 - - Músculos Anteriores da Coxa: (a) Vista anterior da coxa direita. (b) Região
adutora da coxa direita. Foram removidos o tensor da fascia lata, o costureiro e o
quadricípite crural [adaptado de 16].............................................................................. 14
Figura 2. 14 - Músculos Anteriores da Coxa (continuação): (c) fotografia dos músculos
anteriores [adaptado de 16] ........................................................................................... 14
Figura 2. 15- Músculos Posteriores da Coxa Direita. Foram removidos os músculos da
anca [16] ......................................................................................................................... 16
Figura 2. 16 - Músculos da Perna: (a) Vista Anterior da perna direita (b) Vista Lateral da
perna direita. (c) Vista posterior superficial da pera direita. Os gémeos foram removidos.
(d) Vista posterior profunda da perna direita. Foram ressecados os gémeos, plantar
delgado e solhar. [adaptado de 16] ............................................................................... 18
Figura 2. 17 - Músculos da Perna (continuação): (c) Fotografia dos músculos da perna
[adaptado de 16]. ........................................................................................................... 18
Figura 2. 18 - Músculos do Pé. Superfície plantar do pé direito [adaptado de 16]. ...... 19
Figura 2. 19 - Representação gráfica dos diferentes eventos do ciclo de marcha
[adaptado de 18] ............................................................................................................ 23
Figura 2. 20 - Esquematização do método do duplo pêndulo [15]. ............................... 25
Figura 2. 21 - Nível de Amputação: Hemipelvectomia (a) e Desarticulação ao nível da
anca (b) [38]. ................................................................................................................... 27
Figura 2. 22 - Níveis de amputação (continuação): Transfemoral (c); Desarticulação do
joelho (d); Transtibial (e) [38]. ........................................................................................ 28
viii
Figura 3. 1 - Prótese Exoesquelética Transfemoral (lado esquerdo) e Prótese
Endoesquelética Transfemoral (lado direito) [43]. ........................................................ 32
Figura 3. 2 - Prótese realizada em madeira e couro, conhecida por “Dedo do Cairo” [44].
........................................................................................................................................ 33
Figura 3. 3 - "Perna da Capua" [47]. ............................................................................... 34
Figura 3. 4 - Prótese de Membro Inferior do séc. XVI [49] ............................................. 34
Figura 3. 5 - Prótese do século XVII [49]. ........................................................................ 35
Figura 3. 6 - Prótese para amputação acima do joelho desenhado por Paré [50]......... 35
Figura 3. 7 - Prótese desenhada por Verdun [50]. ......................................................... 36
Figura 3. 8 - Prótese desenhada por James Potts, em 1800 [50]. .................................. 36
Figura 3. 9 - Próteses "caseiras" fabricadas durante a II Guerra Mundial [52]. ............. 37
Figura 3. 10 - Amputado abaixo do joelho com um encaixe rígido e um corpo tubular
[53]. ................................................................................................................................. 38
Figura 3. 11 - Exemplar uma prótese exoesqueléticas Transfemoral da OttoBock ® [55].
........................................................................................................................................ 39
Figura 3. 12 - Exemplares de prótese endoesqueléticas da OttoBock ® para diferentes
tipos de amputação [55]................................................................................................. 40
Figura 3. 13 - Exemplar de prótese endosquelética transfemoral com revestimento
cosmético [55]. ............................................................................................................... 40
Figura 3. 14 - Esquematização dos componentes de uma prótese [57]. ....................... 41
Figura 3. 15 - Modelo Clássico de Encaixe da OttoBock® [59]. ...................................... 42
Figura 3. 16 - Ilustração de duas fases de moldagem do encaixe [61]. ......................... 43
Figura 3. 17 - Zonas de sensíveis à pressão (lado esquerdo) e zona tolerantes à pressão
(lado direito) num membro residual transtibial [62]. .................................................... 43
Figura 3. 18 - Modelo Icecross Dermo para uma suspensão de pino [64]. .................... 45
Figura 3. 19 - Esquema ilustrativo com as medidas do liner Icecross Synergy - Locking da
Össur®[67]. ..................................................................................................................... 46
Figura 3. 20 - Modelo da Össur ®, Icecross Synergy- Locking, com tecelagem diferente
para uma melhor flexão do joelho [67]. ......................................................................... 46
Figura 3. 21 - Esquematização das diferentes fases de colocação do liner [68]. ........... 47
Figura 3. 22 - (A) - Liner com pino anexado, (B) Mecanismo de pino inserido num encaixe
rígido transparente [72]. ................................................................................................ 48
Figura 3. 23 - Modelo ALPS Lock S496 - T, sistema de pino de bloqueio orientado com
engrenagem [74]. ........................................................................................................... 49
Figura 3. 24 - Modelo Icelock 600 Series da Össur ®, sistema de pino de bloqueio com
pino totalmente liso [75]. ............................................................................................... 49
Figura 3. 25 - Modelo de Pino 640 MagnoFlex da OttoBock ® (lado esquerdo) e paciente
com este mecanismo aplicado (lado direito) [76]. ......................................................... 49
Figura 3. 26 - Fotografia do modelo Icelock Lanyard 390 da Össur ® [77]. .................... 50
Figura 3. 27 - Modelo Icelock Expulsion Valve 552 da Össur ® é uma válvula de auto
expulsão de ar e direcionada para amputados transfemorais [79]. .............................. 51
Figura 3. 28 - Modelo Harmony da OttoBock com bomba mecânica [1]. ...................... 53
Figura 3. 29 - Modelo Iceflex Endurance da Össur [81]. ................................................ 54
Figura 3. 30 - Amputado transfemoral com um liner Seal -In colocado [82]. ................ 54
ix
Figura 3. 31 - Cintos Silesianos [82]. ............................................................................... 55
Figura 3. 32 - Sistema MAGLOCK da ST&G incorporado na prótese [84]. ..................... 56
Figura 3. 33- Sistema MAGLOCK da ST&G - componente magnético [84]..................... 56
Figura 3. 34 - Sistema AeroLink da Ottobock ® [85]. ...................................................... 57
Figura 3. 35 - AeroLink ThermoLyn [85]. ........................................................................ 57
Figura 3. 36 - Pino com válvula de expulsão de ar integrada [85]. ................................ 58
Figura 3. 37- Sistema de Ligação AeroLink [85]. ............................................................. 58
Figura 3. 38 - Joelho com Microprocessador modelo C-Leg da Ottobock ® [1]. ........... 60
Figura 3. 39 - Modelo de pé articulado TruStep [40]. .................................................... 61
Figura 3. 40 - Linha de Carga: Ponto 1 - 2mm posteriores à articulação da anca; ponto 2
- 15 mm anteriores à articulação do joelho; ponto 3 - 60 mm anteriores à junta do
tornozelo [15]. ................................................................................................................ 64
Figura 3. 41 - Linha de Carga nos amputados transfemoral [15]. .................................. 64
Figura 3. 42 - Linha de carga num amputado transtibial [15] ........................................ 65
Figura 3. 43 - Identificação das zonas do encaixe [15]. .................................................. 67
Figura 3. 44 - Árvore de Objetivos Geral do mecanismo de suspensão. ........................ 79
Figura 4. 1 - Árvore de Objetivos. ................................................................................... 82
Figura 4. 2 - Esquema de etapas gerais de preparação do amputado para colocar a sua
prótese: Estrutura de subfunções. ................................................................................. 83
Figura 4. 3 - Modelo ALPS Lock S496 - T. ........................................................................ 84
Figura 4. 4 - Pino de dente "serralhado" [99]. ................................................................ 85
Figura 4. 5 - Diagrama de funções do mecanismo de pino de bloqueio orientado. ...... 85
Figura 4. 6 - Modelo ALPS Lock S496 - T desmontado. .................................................. 86
Figura 4. 7 - Representação esquemática da roda cilíndrica de dentado reto exterior
normalizado, corretamente alinhada com o pino de dente “serralhado”, a rodar no
sentido dos ponteiros [100]. .......................................................................................... 87
Figura 4. 8 - Rolamento da INA, modelo HFL 0822, presente no mecanismo [101]. ..... 87
Figura 4. 9 - (a) Botão pressionado (b) estado inicial. ................................................... 88
Figura 4. 10 - Diagrama de novas subfunções. ............................................................... 90
Figura 4. 11 - Ilustração representativa da solução alternativa 1, recolha concêntrica dos
cilindros telescópicos (a) e fixação dos cilindros telescópicos na zona distal do encaixe
(b). ................................................................................................................................... 95
Figura 4. 12 - Ilustração representativa da solução alternativa 2. Guiamento do pino de
dente “serralhado” ao longo da inserção do membro residual no encaixe rígido (a) e
fixação do sistema (b). .................................................................................................... 97
Figura 4. 13 - Ilustração representativa da solução alternativa 3. Guiamento do disco
“serralhado” ao longo da inserção do membro residual no encaixe rígido (a) e fixação do
sistema (b). ..................................................................................................................... 98
Figura 4. 14 - Representação esquemática de um freio [102]. ...................................... 99
Figura 5. 1 - Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado, desenho obtido no Solidworks
2015. ............................................................................................................................. 106
x
Figura 5. 2 - Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado sem uma parte do alojamento,
desenho obtido através do Solidworks 2015. .............................................................. 107
Figura 5. 3 - Pino de dente "serralhado" , ALPS LockTM Serrated Pin [99]. ................ 107
Figura 5. 4 - Tabela com tipos de polias [109] .............................................................. 111
Figura 5. 5 - Diagrama de medidas da polia com perfil em “U”. .................................. 112
Figura 5. 6 - Esquematização da polia com cotagem de ajustamento. ........................ 112
Figura 5. 7 - Representação esquemática da polia com o furo e pino central para a
inserção da mola de força constante. .......................................................................... 113
Figura 5. 8 - Representação gráfica de uma mola de força constante [114]. .............. 114
Figura 5. 9 - Secção transversal que demonstra a área ocupada pelo fio de guiamento na
polia do sistema. ........................................................................................................... 115
Figura 5. 10 – (a) Polia em justaposição com a roda linguete; (b) Linguete, desenhos 3D
obtidos no Solidworks 2015. ........................................................................................ 116
Figura 5. 11 – (a)Roda Linguete; (b) Linguete e respetivas dimensões. ....................... 116
Figura 5. 12- Linguete em contato com a roda de linguete, nesta posição o paciente
consegue puxar o fio de guiamento e a polia roda no sentido dos ponteiros do relógio,
desenho 3D obtido no Solidworks. ............................................................................... 116
Figura 5. 13 - Linguete sem estar em contato com a roda de linguete, nesta posição há a
recolha do fio de guiamento. ....................................................................................... 117
Figura 5. 14 - Momento em que a roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado
entra em contacto com o linguete, desenho adaptado do Solidworks 2015. ............. 117
Figura 5. 15- Diferentes tipos de terminação de molas helicoidais a trabalhar à tração
[102] .............................................................................................................................. 119
Figura 5. 16 - Mola de tração desenhada pela FANAMOL. .......................................... 119
Figura 5. 17 - Componentes do mecanismo de fixação. .............................................. 120
Figura 5. 18 - Suporte do sistema de fixação com parte roscada e parte cilíndrica. ... 120
Figura 5. 19 - Esquema de dimensões principais do suporte roscado. ........................ 121
Figura 5. 20 - Rolamento da INA, modelo HFL 0822, presente no mecanismo [101]. . 122
Figura 5. 21 - Esquematização transversal do rolamento [101]................................... 122
Figura 5. 22 - Mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão sem as suas
extremidades afagadas. ................................................................................................ 123
Figura 5. 23- Roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado ........................... 124
Figura 5. 24 - Representação esquemática da roda cilíndrica de dentado reto exterior
normalizado. ................................................................................................................. 124
Figura 5. 25 - Botão de acionamento. .......................................................................... 125
Figura 5. 26 - Desenho esquemático com as dimensões principais do botão de
acionamento. ................................................................................................................ 125
Figura 5. 27 - Esquema de vista do alojamento do modelo ALPS Lock S496-T . .......... 126
Figura 5. 28 - Parte 1 do alojamento: (a) vista frontal e (b) vista da superfície de baixo da
parte 1 do alojamento .................................................................................................. 126
Figura 5. 29 - Parte 2 do alojamento do sistema de bloqueio orientado e guiado. .... 127
xi
Lista de Tabelas
Tabela 2. 1- Músculos que movimentam a coxa [adaptado de 16] ............................... 13
Tabela 2. 2- Músculos da coxa (figura 2.12 e 2.13) [adaptado 16] ................................ 15
Tabela 2. 3 - Músculos da perna que atuam sobre a perna, tornozelo e pé [adaptado de
16] ................................................................................................................................... 17
Tabela 2. 4- Níveis de amputação [adaptado de 37] ...................................................... 27
Tabela 4. 1- Mapa Morfológico ...................................................................................... 94
Tabela 4. 2 - Comparação entre as soluções alternativas obtidas. .............................. 101
Tabela 4. 3 - Comparação entre a solução alternativa e o modelo ALPS Lock S496 -T.
...................................................................................................................................... 103
Tabela 5. 1 - Classificação de próteses de acordo com o seu peso, segundo diferentes
autores. [adaptado de 104]. ......................................................................................... 109
Tabela 5. 2 - Catálogo de fio de monofilamentos de nylon da empresa SOUNETE -
FÁBRICA DE APRESTOS METÁLICOS [adaptado de 105]. ............................................. 109
Tabela 5. 3 - Propriedades mecânicas de um monofilamento de nylon com 0,2 mm de
diâmetro [adaptado de 106]. ....................................................................................... 110
Tabela 5. 4 - Características da mola de tração............................................................ 119
Tabela 5. 5 - Medidas do rolamento [adaptado de 101].............................................. 122
Tabela 5. 6- Propriedades da Mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão sem as
suas extremidades afagadas......................................................................................... 123
1
CAPÍTULO 1
Introdução
Amputação de membros inferiores é o tipo de amputação mais comum, dentro da
população dos amputados. Sendo que, em diversos estudos, a população de amputados
é dividido em dois grupos: os civis e os militares, devido às grandes diferenças etiológicas
presente nos grupos, influenciando diretamente no processo de reabilitação, que inclui
a prescrição da prótese [1].
Sujeitas a um grande processo evolutivo ao longo da sua história, as próteses são
dispositivos médicos desenvolvidos para substituir a parte do membro removido. Uma
correta prescrição dos componentes da prótese, a sua construção e treino durante o
processo de reabilitação são fatores críticos que irão afetar o sucesso da performance
do dispositivo e a sua reintegração do amputado na sua vida [1]. Fatores sociais, como
escalão social, estado civil e familiar também possuem uma influência forte no processo
de reabilitação do paciente [2].
Uma prótese de membros inferiores é composta, regra geral, por um encaixe rígido,
um mecanismo de suspensão, uma articulação de joelho (no caso das amputações
transfemorais), um corpo tubular, um pé protético e uma interface. Enquanto
dispositivo médico, tem como principal objetivo substituir o membro de forma estável,
confortável e eficaz, garantindo também a segurança e um bom desempenho [1]. Todos
os componentes do dispositivo têm um papel importante para o sucesso do seu
desempenho, sendo a sua correta prescrição crucial. Dos componentes que compõem
uma prótese de membro inferior, o joelho e o pé protéticos são mais influentes sobre a
marcha do paciente, enquanto o encaixe rígido e a suspensão sobre a estabilidade e
conexão entre paciente e a prótese, estando mais diretamente em contacto com o
corpo. Este último será o mais aprofundado ao longo desta dissertação.
1.1 Motivação e Objetivos
Para um bom desempenho da prótese é necessário garantir um bom elo de
ligação entre o membro residual e a prótese. Desta forma, o portador da incapacidade
2
física possuirá um maior controlo durante o ciclo de marcha e também uma maior
sensação de segurança e conforto.
Atualmente, existe uma serie de mecanismos de suspensão que são escolhidos
de acordo com as diferentes características e expectativas do paciente. A saúde do
amputado, o seu peso, nível de atividade, o comprimento e forma do coto, a condição
da pele, circulação sanguínea e ambiente que o paciente está inserido são fatores que
influenciam na escolha do mecanismo mais adequado, tal como a condição psicológica-
social e financeira.
A variedade de sistemas de suspensão é entre mecanismos de pino de bloqueio,
vácuo, sucção, magnéticos e híbridos, nos quais são misturados dois tipos de
mecanismos anteriores.
Cada tipo de mecanismo apresenta um conjunto de vantagens e desvantagens
que o torna mais adequado para determinados tipos de situações.
Para uma primeira protetização, os médicos especializados aconselham o
sistema de pino de bloqueio. Este mecanismo apresenta uma facilidade e simplicidade
de uso que o distingue dos restantes mecanismos. Para além disso, oferece um
acoplamento mais rígido oferecendo ao paciente uma maior sensação de segurança,
uma vez que é a primeira vez que está a ser protetizado.
No entanto o descontentamento demonstrado por parte dos pacientes
amputados em relação às suspensões utilizados incide principalmente na dificuldade em
estabelecer uma boa suspensão, quer pela pouca destreza manual demonstrada pelo
paciente, quer pela dificuldade de montagem do próprio mecanismo [3]. Assim sendo,
os objetivos do desenvolvimento desta dissertação consistem em:
1. Compreender a anatomia dos membros inferiores e o fenómeno de marcha,
bem como patologias presentes na origem das amputações;
2. Compreender os mecanismos de suspensão atualmente utilizados nas
próteses de membros inferiores;
3. Identificar vantagens e desvantagens dos mecanismos de suspensão;
4. Redefinir as propriedades e objetivos para um novo conceito;
5. Desenvolver um novo conceito de mecanismo de encaixe.
3
1.2 Estrutura da dissertação A presente dissertação é dividida em 5 capítulos:
Capítulo 1 “Introdução” : neste capítulo é apresentado o tema da dissertação de
forma sucinta e concisa e também estabelecidos os objetivos da elaboração
desta dissertação.
Capítulo 2 “Fundamentos Teóricos”: serve este presente capítulo para abordar
todos os conceitos gerais relacionados com a dissertação como a anatomia dos
membros inferiores, amputações e causas associadas, compreensão da marcha
e de todo o processo de reabilitação pós-amputação.
Capítulo 3 “Estudo do Projeto”: o terceiro capítulo é elaborado um estado de
arte, no qual se estuda as próteses de membros inferiores, os seus componentes,
um breve estudo do mercado e é tratada uma análise crítica sobre os atuais
mecanismos de suspensão existentes no mercado.
Capítulo 4 “Metodologia do Projeto”: o capítulo 4 reflete as conclusões obtidas
ao longo dos anteriores capítulos. Neste são elaborados os novos objetivos, e
funcionalidades que o conceito final deve cumprir.
Capítulo 5 “Desenvolvimento da Solução”: Após a obtenção do conceito final, no
capítulo 5 é realizado um estudo pormenorizado do conceito final.
Capítulo 6 “Conclusões”: Neste capítulo são apresentadas todas as conclusões
obtidas através da elaboração desta dissertação.
1.3 Enquadramento da Empresa O presente projeto foi proposto pela empresa Padrão Ortopédico, de forma a
compreender a melhor forma de responder ao feedback dos seus pacientes.
Fundada no ano de 1983 e com sede no Porto, a Padrão Ortopédica – Fabrico e
Comercialização de Próteses, Ortóteses e Ajudas Técnicas, é uma empresa de excelência
que sempre primou por fornecer o melhor fornecimento de componentes de próteses
e ortóteses. Desde 2000 associou-se a Padrão Ortopédico – Sociedade de
Representações Unipessoal, Lda. que tem como objetivo principal o estudo e pesquisa
de ferramentas necessárias para uma melhor adaptação do serviço a cada paciente [2].
4
CAPÍTULO 2
Fundamentos Teóricos
A evolução tecnológica tem permitido alcançar metas, por vezes inimagináveis.
O aumento de qualidade de vida e o aumento de longevidade desenvolveram novas
necessidades. No caso de membros inferiores, as próteses, ao longo destes anos,
aumentaram funcionalidade e conforto, proporcionando aos pacientes amputados uma
maior confiança em usufruir destes dispositivos médicos.
Neste capítulo será abordado, de forma geral, a anatomia do membro inferior, o
ciclo de marcha, as amputações e patologias associadas para uma melhor compreensão
do contexto do problema no qual esta dissertação incide.
2.1 Introdução Atualmente, existem 2 milhões de amputados nos Estados Unidos,
aproximadamente, de entre os quais 54% das amputações deve-se a doenças
vasculares, incluindo diabetes e doenças vasculares periféricas; 45% os acidentes e
menos de 2% devido a tumores [4]. A cada ano são amputados cerca de 185000 pessoas
por ano nos USA [5]. No ano de 2009 os custos hospitalares associados a amputação
ultrapassam os 7,6 mil milhões de euros [6]. E os amputados devido a doenças
vasculares apresentam uma elevada probabilidade de amputar o segundo membro, ou
até mesmo falecer [7]. Esta taxa de mortalidade de 5 anos chega mesmo a ser superior
à taxa de mortalidade de cancro da mama, do cólon e da próstata nos USA [8].A
amputação é um procedimento cirúrgico comum que consiste na remoção de um
membro ou outra parte do corpo humano [9]. A incidência de amputações aumenta com
a idade, com cerca de dois terços das amputações ocorrerem em indivíduos com idade
superior a 60 anos de idade, aumentando também a percentagem de amputações
devido a doenças vasculares [10].
5
Mais especificamente nos membros inferiores, as amputações podem ter várias
etologias, como neoplasias, traumatismos, infeção, patologia vascular periférica ou
diabetes [11].Esta última, direta ou indiretamente é responsável por metade de
amputações não traumáticas [12].
É estimado que cerca de 20% das amputações tem origem em acidentes, sendo
também frequentes as amputações traumáticas em veteranos de guerra. A amputação
de etiologia traumática está associada a mais utilização da prótese, enquanto os
indivíduos com amputação isquémica apresentam menor capacidade para realizar
caminhadas [13].
As próteses surgem como dispositivo médico que substituem os membros, ou a
parte destes, que fora removido, repondo a mobilidade, ou parte desta, que fora
perdida com a remoção de membros inferiores.
Construídas desde muito cedo, estes dispositivos eram fabricados em materiais
pesados e o seu uso provocava feridas ou até mesmo problemas vasculares.
Atualmente, as próteses são projetadas de forma a obter o máximo de funcionalidade,
conforto, segurança e estética. O seu desempenho da interação de todos os
componentes, de forma a mimetizar o ciclo de marcha [14] esquematizado na figura 2.1.
Figura 2. 1 - Diagrama ilustrativo da marcha humana versus marcha com prótese – [adaptado de 15].
6
2.2 Anatomia do Membro Inferior Caracterizado por possuir ossos mais grossos e resistentes, os membros
inferiores são responsáveis pela locomoção, suporte físico e equilíbrio do corpo humano
[16] [17]. Responsável pela nossa locomoção, os membros inferiores efetuam um
conjunto de movimentos em diferentes planos (esquematizados na figura 2.2) que
permitem a concretização de toda a nossa mobilidade.
Os movimentos, figuras 2.3 e 2.4, executados são:
Flexão e extensão que ocorrem no plano sagital no calcanhar estes termos
correspondem à dorsiflexão e flexão plantar, respetivamente;
Abdução e adução são movimentos que se verificam no plano frontal;
Rotação interna e externa ocorre no plano transversal; podem também designar-
se rotação medial e lateral, respetivamente.
Figura 2. 2 - Posição anatómica, com três planos de referência e seis direções fundamentais [adaptado de 18]
7
Figura 2. 3 -Movimentos em torno da junta da anca (acima) e da junta do joelho (abaixo) [adaptado de 18]
Figura 2. 4 - Movimentos do tornozelo [adaptado de 18]
2.2.1 Estrutura Esquelética
Neste subcapítulo será tratada a estrutura esquelética do membro inferior, mais
detalhadamente, figura 2.5 e 2.6.
A cintura pélvica estabelece a ligação muito forte com o tronco. Os membros
inferiores conectam-se ao tronco pelos ossos do quadril e pelo sacro que constituem a
cintura pélvica. Os ossos do quadril (ou ilíacos) unem-se e articulam com as paredes
8
laterais do sacro. O fémur, (osso da coxa) articula-se na parte proximal com o ilíaco e na
parte distal com a tíbia (perna). A parte distal da tíbia une-se ao pé [17].
Figura 2. 5 - Ossos e articulações dos membros inferiores [adaptado de 18]
Figura 2. 6 - Constituição do pé [adaptado de 18]
9
Cintura Pélvica
A cintura pélvica é o local de articulação entre os membros inferiores e o tronco.
Suporta o peso do corpo e protege os órgãos internos. Nas mulheres, esta também
protege o feto durante o seu desenvolvimento e forma a passagem que o feto atravessa
durante o parto. Esta consiste num anel ósseo composto pelo sacro e um par de ossos
chamados ilíacos [16].
Os ilíacos, esquematizados na figura 2.7, são ossos planos e irregulares. São
compostos por três ossos: o ílio, o ísquio e a púbis. Até à puberdade estas três peças
estão unidas através de cartilagem, mas após a ossificação da cartilagem, esta passa a
ser uma peça única.
Figura 2. 7 - Ilustração dos ilíacos [19]
10
Fémur
O fémur é o osso mais longo, no qual é possível distinguir três zonas: a epífise
proximal, o corpo e a epífise distal. A figura 2.8 ilustra todas as zonas do fémur. A epífise
proximal é composta pela cabeça, colo, fóvea, trocânter maior e menor, linha inter-
trocantérica e a fossa trocantérica. O corpo é a parte que une as duas epífises, este é
irregularmente triangular e apresenta três faces e três bordos. E, por fim, a epífise distal
é composta pelos côndilos lateral e medial, fossa intercondilar, face patelar e
epicôndilos lateral e medial [19].
O fémur articula-se com o ilíaco na extremidade proximal e com a tíbia na
extremidade distal [17].
Figura 2. 8 - Ilustração do fémur em diferentes vistas [19]
Patela
A patela é o maior órgão sesamoide que inclui o tendão dos músculos quadríceps
da coxa. Este osso tem forma triangular, apresentando na parte superior uma base e na
11
parte inferior um ápice, tal como se pode verificar na figura 2.9. As margens lateral e
medial são as que articulam com os côndilos do fémur [17].
Figura 2. 9 - Ilustração da vista anterior e posterior da Patela [19]
Tíbia
A tíbia, figura 2.10, tal como o fémur pode ser dividida em 3 partes: epífise
proximal, corpo e epífise distal. Na epífise proximal é possível observar-se côndilos
laterais e mediais, faces articulares, eminencias intercondilares e a tuberosidade tibial.
O seu corpo é também um prisma triangular irregular. Por fim, na epífise distal há o
maléolo medial e a incisura fibular [19].
Figura 2. 10 - Ilustração da Tíbia [19]
12
Fíbula
A fíbula, figura 2.11, situa-se póstero-lateralmente à tíbia e serve,
particularmente, para fixação dos músculos. Não possuindo nenhum papel na
sustentação do corpo [17]
A fíbula é composto pela epífise proximal, na qual é possível distinguir a cabeça,
o ápice e o colo. Na diáfise a margem anterior e na epífise distal o maléolo lateral e a
fossa maleolar [16].
Figura 2. 11 - Ilustração do perónio [19]
2.2.2 Músculos do membro Inferior
Neste subcapítulo serão abordados os movimentos do membro inferior e
músculos associados.
Movimentos da Coxa
São vários os músculos da coxa que têm origem na anca e que se inserem no
fémur. Estes são divididos em três grupos: anterior, posterolateral e profundo (figuras
2.12, 2.13 e 2.14).Nos músculos anteriores temos o ilíaco e o grande psoas, também
conhecidos por psoas ilíaco, que são responsáveis pela flexão da coxa. Os músculos
posterolaterais que movimentam a coxa são os glúteos e o tensor da fascia lata. Dentro
do glúteo, o grande glúteo é o maior músculo dos glúteos; o médio e o pequeno glúteo,
13
músculos nos quais costumam ser dadas as injeções, estão por cima ou ao lado do
grande glúteo. Este funciona na sua força máxima para a extensão da coxa quando a
anca está fletida num angulo de 45o de modo a permitir um estiramento ótimo do
músculo. Esta informação é importante para velocistas na posição de partida e pelos
ciclistas de competição na sua postura. Os músculos profundos da anca funcionam como
rotadores externos da coxa, para mais pormenores analisar Tabela 2.1. O médio e
pequenos glúteos ajudam a inclinar a zona pélvica durante a marcha [16].
Tabela 2. 1- Músculos que movimentam a coxa [adaptado de 16]
Músculos Ação
Anteriores
Ilíaco Flexão e Rotação externa da coxa.
Grande Psoas Flexão da Coxa.
Posteriores e Laterais
Grande Glúteo Extensão, abdução e rotação externa da
coxa.
Médio Glúteo Abdução e rotação interna da coxa;
abaixamento lateral da pelve.
Pequeno Glúteo Abdução e rotação interna da coxa;
abaixamento lateral da pelve.
Tensor da fascia lata Tensão da fascia lata; flexão, abdução e
rotação interna da coxa, abaixamento
lateral da pelve.
Rotadores Profundos da Coxa
Gémeos Pélvicos Inferior Rotação externa e abdução da coxa.
Superior Rotação externa e abdução da coxa.
Obturadores Externo Rotação externa da coxa.
Obturadores Interno Rotação externa e abdução da coxa.
Piriforme Rotação externa e abdução da coxa.
Quadrado Crural Rotação externa da coxa.
14
Figura 2. 12 - Músculos Posteriores da Anca: (a) Vista posterior superficial da anca direita. (b) Vista posterior profunda da anca direita. O grande e médio glúteo foram removidos, de modo a evidenciar os músculos mais
profundos. O piriforme foi seccionado [adaptado de 16]
Figura 2. 13 - - Músculos Anteriores da Coxa: (a) Vista anterior da coxa direita. (b) Região adutora da coxa direita. Foram removidos o tensor da fascia lata, o costureiro e o quadricípite crural [adaptado de 16].
Figura 2. 14 - Músculos Anteriores da Coxa (continuação): (c) fotografia dos músculos anteriores [adaptado de 16]
15
Alguns dos músculos que movimentam a coxa têm origem na anca. Há três
grupos de músculos, tabela 2.2, considerando a localização na coxa: o anterior, que faz
a flexão; o posterior, que faz a extensão; e o interno que faz a adução da coxa [16].
Tabela 2. 2- Músculos da coxa (figura 2.12 e 2.13) [adaptado 16]
Músculos Ação
Compartimento Anterior
Quadricípite Crural Extensão da perna: o reto anterior também
flete a coxa.
Costureiro Flexão da coxa e da perna: rotação interna
da perna e externa da coxa.
Compartimento Interno
Curto adutor Adução, flexão e rotação externa da coxa.
Longo adutor Adução, flexão e rotação externa da coxa.
Grande adutor Adução, flexão e rotação externa da coxa.
Reto interno Adução da coxa, flexão da perna.
Pectíneo Adução e flexão da coxa.
Compartimento Posterior
Bicípite crural Flexão e rotação externa da perna; extensão
da coxa.
Semimembranoso Flexão e rotação interna da perna; tensão da
cápsula articular do joelho; extensão da
coxa.
Semitendinoso Flexão e rotação interna da perna.
Movimentos da perna
Os músculos anteriores da coxa são o quadricípite crural e o costureiro (tabela
2.2, figura 2.12). O quadricípite crural, ou femoral, é composto por quatro músculos: o
reto anterior, o vasto externo, o vasto interno e o crural. É o grupo que executa extensão
16
do joelho. O reto anterior também flete a anca porque cruza as articulações da anca e
do joelho.
O costureiro é o músculo mais comprido do corpo humano, cruzando do lado
externo da anca para o interno do joelho. Quando se contrai, faz a flexão da coxa e da
perna e a rotação externa da coxa. Este movimento é o que permite cruzar a perna.
O grupo interno dos músculos da coxa está envolvido principalmente na adução
da coxa (figura 2.12 b e 2.13 c). Alguns destes músculos fazem a rotação externa da coxa
e/ou flexão e extensão da anca. O reto interno também faz a flexão do joelho.
Os músculos posteriores da coxa designam-se coletivamente por isquiotibiais e
são um bicípite crural, o semimembranoso e o semitendinoso (tabela 2.3, figura 2.15).
Os seus tendões podem facilmente ser observados e palpados nas porções internas e
externas da face posterior de um joelho ligeiramente fletido [16].
Figura 2. 15- Músculos Posteriores da Coxa Direita. Foram removidos os músculos da anca [16]
Movimentos do Tornozelo, Pé e Dedos do Pé
Os músculos da perna que movem o tornozelo e o pé estão descritos na figura
2.16 e 2.17, e na tabela 2.3. Os músculos anteriores da perna são os músculos extensores
17
que estão envolvidos na flexão e eversão ou inversão do pé e na extensão dos seus
dedos [16].
Tabela 2. 3 - Músculos da perna que atuam sobre a perna, tornozelo e pé [adaptado de 16]
Músculos Ação
Compartimento Anterior
Extensor comum dos dedos Extensão dos quatro últimos dedos;
dorsiflexão e eversão do pé.
Extensor próprio do grande pé Extensão do dedo grande; flexão e
inversão do pé.
Tibial Anterior Dorsiflexão e inversão do pé.
Peronial Anterior Dorsiflexão e eversão do pé.
Compartimento Posterior
Superficiais Gémeos Extensão do pé; flexão da perna.
Plantar delgado Extensão do pé; flexão da perna.
Solhar Extensão do pé.
Profundos
Longo flexor comum dos dedos
Flexão dos quatro últimos dedos;
extensão e inversão do pé.
Longo flexor do grande dedo Flexão do dedo grande; extensão e
inversão do pé.
Popliteu Flexão e rotação interna da perna.
Tibial posterior Extensão e inversão do pé.
Compartimento Externo
Curto Peronial Lateral Eversão e extensão do pé.
Longo Peronial Lateral Eversão e extensão do pé.
18
Figura 2. 16 - Músculos da Perna: (a) Vista Anterior da perna direita (b) Vista Lateral da perna direita. (c) Vista posterior superficial da pera direita. Os gémeos foram removidos. (d) Vista posterior profunda da perna direita.
Foram ressecados os gémeos, plantar delgado e solhar. [adaptado de 16]
Figura 2. 17 - Músculos da Perna (continuação): (c) Fotografia dos músculos da perna [adaptado de 16].
19
Os gémeos e o solhar, músculos superficiais do compartimento posterior,
formam a conhecida como “barriga” da perna, figura 2.16. Juntam-se ao plantar delgado
para formar um tendão comum, o tendão de Aquiles (figura 2.16 c). Estes músculos
estão implicados na extensão do pé. Os músculos profundos do compartimento
posterior fazem a extensão e a inversão do pé e a flexão dos dedos. Os músculos
externos são, principalmente, eversores do pé, mas também colaboram na extensão.
Os músculos intrínsecos do pé (figura 2.18) fazem a flexão, extensão, abdução e
adução dos próprios dedos [16].
Figura 2. 18 - Músculos do Pé. Superfície plantar do pé direito [adaptado de 16].
2.2.3 Articulações
Nos membros inferiores temos presentes três articulações sinoviais, que são o
tipo de articulações que permitem uma maior amplitude de movimento, a articulação
da anca, do joelho e do tornozelo [20].
Anca
Os movimentos da anca realizam-se através de uma única junta, junta da anca
ou coxofemoral. É a junta mais proximal do membro inferior e permite que o membro
assumir qualquer posição no espaço, possuindo um movimento triaxial, isto é, três graus
de liberdade. É a única junta esférica do corpo humano, sendo que a cabeça pertence
ao fémur e o encaixe é no acetábulo da pélvis.
20
Todos os movimentos extremos são acautelados através dos ligamentos
presentes nesta junta. Esta articulação permite a flexão, extensão, abdução, adução,
rotação e circundação [20] [21].
Joelho
A articulação intermédia do joelho engloba os côndilos do fémur e os côndilos
correspondentes da tíbia. O movimento da junta é controlado por cinco ligamentos que
exercem controlo apertado sobre a mobilidade do joelho. Os movimentos que se
realizam nesta junta são a flexão, extensão e ligeira rotação interna ou externa [18] [21].
Tornozelo
Tornozelo, ou junta talocural possui três superfícies [18]. Esta junta é responsável
pelo movimento da perna em relação ao pé e ocorre no plano sagital, possuindo apenas
um plano sagital. Estes movimentos são cruciais na execução da marcha.
A junta talocural é fortemente interligada e exposta a condições mecânicas
extremas durante a fase de suporte simples. Nesta etapa fica sujeita a toda massa
corporal e à força gerada pela dissipação da energia cinética quando o pé entra em
contacto com o solo durante a marcha. Sendo por isso muito difícil a produção de
próteses totais a longo prazo viáveis para esta junta [21].
2.3 Marcha A marcha humana é composta por uma sequência de movimentos complexos e
coordenados ao longo do corpo humano. O seu estudo permite a identificação e
resolução de problemas em diferentes áreas, como desporto, medicina e ergonomia.
Neste subcapítulo seguinte será tratado mais profundamente a importância do estudo
da marcha e as suas características.
A locomoção humana consiste na ação que permite a deslocação do corpo no
espaço aquático, aéreo e terrestre. Esta é o resultado de um conjunto de movimentos
coordenados ao longo do corpo nos quais também interagem forças internas e externas
[22] [23]. Sendo acompanhada pela ação do sistema neuro-musculo-esquelético.
21
A análise da locomoção engloba três níveis distintos de variáveis físicas: dados
cinemáticos, que descrevem a geometria dos movimentos; dados cinéticos que
constituem as forças e os momentos exercidos quando o corpo interage, e alterações
bioelétricas associadas à atividade do musculo esquelético, designadas de sinais
electromiográficos. Em conjunto, estes dados retratam, na sua totalidade, a marcha
humana [24].
Tal como anteriormente mencionado, a compreensão do movimento humano do
ponto de vista biomecânico é bastante relevante para várias áreas como desporto,
medicina e ergonomia [25]:
Desporto: a aquisição de dados sobre o movimento corporal humano é crucial
na aquisição de uma boa técnica, correção de erros técnicos e otimização da
formação dos atletas. A medição do movimento humano também promove a
biónica, na conceção de locomoção automática em robots [24].
Medicina: a análise e quantificação da locomoção tem possibilitado um maior
conhecimento dos efeitos de patologias [26] da maturação e desenvolvimento e
da capacidade de aquisição de movimentos humanos selecionados. O campo de
aplicação na área da saúde é a construção de próteses e ortóteses com fim de
reabilitação médica.
Ergonomia e a saúde ocupacional: a interação homem-máquina tem tido uma
importância cada vez mais significativa. As patologias músculo-esquelética
profissionais aumentam de ano para ano, tendo consequentemente um impacto
económico cada vez mais significativo [27]. Estas doenças são resultado de
esforços biomecânicos repetidos, causados por más decisões ergonómicas e por
exposição ocupacional [28].Deste modo, é importante estimar o padrão de
sobrecarga induzido por determinadas movimentos ou posturas corporais
estáticas e, também, em relação ao desgaste energético do corpo. Este tipo de
procedimentos promove uma melhoria de produtividade e conforto no trabalho,
através da deteção de fatores de risco e, concomitantemente, redução de
comportamentos crónicos e prejudiciais, bem como a correção destes
comportamentos através de intervenções adequadas e a monitorização da sua
eficiência [24].
22
2.3.1 Ciclo de Marcha
O ciclo de marcha compreende um intervalo de tempo ou sequência de
movimentos entre duas ocorrências sucessivas de um dos momentos repetitivos do
ciclo. A marcha normal é rítmica e é caracterizada pela alternância consiste entre os
movimentos dos membros inferiores que definem as diferentes etapas do ciclo de
marcha [29].
As diferentes etapas ou eventos que ocorrem durante este ciclo são
determinadas através da definição de ocorrências chave de entrar em contacto com o
solo ou deixar de estar em contacto com o solo. Geralmente, o evento selecionado para
demarcar o ciclo de marcha é o instante em que ocorre o primeiro contacto do calcanhar
com o solo, denominado por contacto inicial. Obrigatoriamente deve-se selecionar o
membro de referência, isto é, se for escolhido o pé direito, o ciclo iniciará quando o pé
direito contactar o solo e prosseguirá até que este volte a entrar em contacto com o
solo. Para uma análise eficaz da marcha é imprescindível a devida identificação dos
elementos anteriormente mencionados.
Durante cada ciclo ocorrem duas fases distintas, a fase de apoio e a fase de
balanço. A primeira fase inicia quando o membro de referência entra em contacto com
o chão até à descolagem do antepé, a segunda fase decorre enquanto a extremidade do
membro inferior se move no ar. Estas duas fases estão subdivididas em sete eventos,
quatro deles acontecem na fase de apoio e os restantes três decorrem na fase de
balanço, tal como ilustrado na figura 2.19.
A fase de apoio subdivide-se em fase de absorção de choque, fase de apoio
médio, fase final de apoio, fase de pré balanço. A fase de balanço está subdividida em
fase de balanço inicial, fase média de balanço e fase final de balanço.
23
Figura 2. 19 - Representação gráfica dos diferentes eventos do ciclo de marcha [adaptado de 18]
O ciclo de marcha dá início quando a extremidade do membro de referência do
solo contacta com o solo, fase de absorção de choque que finaliza quando a extremidade
contralateral levanta do solo (descolagem do antepé contralateral). Neste momento
presencia-se um suporte simples, ou seja, realizada por um único pé. Segue-se a fase
média de apoio que termina com a descolagem do calcanhar do pé direito. A fase de
apoio final conclui no instante em que o pé oposto contacta com o solo (contacta inicial
contralateral) e sucede-se a fase de pré balanço, inicializando o segundo apoio bilateral.
O momento de descolagem do antepé é o que separa a fase de apoio e a fase de balanço.
A fase média de balanço decorre enquanto o membro de suporte e o membro
oscilante se cruzam (pés juntos), terminando a fase de balanço com o novo contato
inicial e o recomeçar de um novo ciclo.
A fase de apoio corresponde a cerca de 60% do ciclo inteiro, sendo que a fase de
balanço ocupa os restantes 40%. Contudo, a duração de cada fase do ciclo varia de
acordo com a velocidade de marcha, sendo que o aumento da velocidade amplia
proporcionalmente a fase de balanço, reduzindo as fases de apoio e de suporte duplo
[29].
24
2.4 Biomecânica dos Membros Inferiores e Marcha O corpo humano pode ser considerado como um corpo rígido devido à sua
capacidade de manter a sua postura. No entanto, este também possui capacidade de
mudar de postura e de locomoção, por isso também pode ser considerado um corpo
flexível. [30]
A sua flexibilidade deve-se às articulações que compõem o sistema esquelético.
A função primordial destas é providenciar mobilidade ao sistema esquelético. As
articulações do corpo humano possuem um ângulo de estabilidade e um intervalo de
ângulos de mobilidade que difere de acontece com a sua função e localização. Estas
juntas permitem não só a mobilidade mas também a maximização e otimização da
mobilidade do corpo humano. Por exemplo, a articulação do ombro permite
amobilidade do braço em três planos, movimento triaxial. É importante referir, que
quanto maior o grau de mobilidade que uma articulação te oferece maior é a
instabilidade desta, sendo por isso mais suscetíveis a lesões, como luxações e/ou
deslocações. Articulações mais estáveis são as que não permitem movimentos relativos
entre os ossos, como o caso dos ossos do crânio.
As juntas podem ser classificadas de acordo com a estrutura/função:
Juntas Sinartroses: articulações fixas, que não permitem movimentos
relativos entre os ossos que a compõem, como é o caso dos ossos do crânio.
Juntas Anfiartroses: articulações que permitem pequenos movimentos
relativos juntamento com os ligamentos e/ou cartilagem que minimiza o
contacto direto entre os ossos, como por exemplo as articulações que
constituem a vértebra.
Juntas Sinoviais ou Diartroses: são as que permitem o movimento mais
significativo e nestas juntas os ossos encontram-se interligadas através de
ligamentos e cartilagem. A estabilidade destas juntas está dependente de
muitos fatores. Exemplo: anca, ombro, joelho, tornozelo [30].
A análise biomecânica é feita através de duas áreas, a cinemática e a cinética. A
cinética estuda as características do deslocamento, velocidade e aceleração de um
segmento de corpo. A cinética foca-se no estudo da origem do movimento, como em
25
forças, momentos e energias. É obtida através do cálculo das forças de reação e
momentos resultantes dos músculos.
A locomoção é o fenómeno mais importante no tempo e espaço, sendo um
espelho das características locomotoras de cada individuo. É caracterizado por um
controlo ortogonal do corpo, com flexão simultânea do corpo, cabeça, membros
superiores e inferiores. A marcha humana pode ser explicada através do método de
duplo pêndulo, figura 2.20. No qual, do ponto de vista cinética, trata-se de um
movimento translacional no qual o movimento rotativo no nível dos segmentos do
membro inferior são transferidos para o movimento de rotação da pélvis.
Figura 2. 20 - Esquematização do método do duplo pêndulo [15].
Quando o corpo inicia a marcha, a perna descola-se do solo e move-se para que
fique à frente da anca, realizando um movimento que assimila o primeiro pêndulo. De
seguida, quando o calcanhar toca no chão e o pé rola em direção aos dedos é descrito o
movimento de pêndulo invertido.
Quanto ao centro de massa é possível afirmar-se que este traça uma trajetória
balística, passiva durante a fase de apoio único no momento de pendulo invertido. E na
fase de apoio duplo o centro de massa realiza um trajetória em forma de arco, figura
2.20 [15].
26
2.5 Amputações Amputação é um dos métodos cirúrgicos mais antigos que existe. Esta
caracteriza-se pela remoção cirúrgica total ou parcial de um membro devido a causa
traumáticas ou patológicas. Em termos práticos, os médicos fisiatras devem ter em
consideração que o nervo amputado deve ser cortado acima da zona terminal do osso
de forma a evitar dores. Na parte distal é importante haver apenas tecido mole e não
osso para diminuir dores e melhorar a adaptação e moldação do membro residual ao
encaixe.
Dentro das patológicas dividem-se as adquiridas, como problemas vasculares,
tumores ou traumas decorrentes de acidentes, ou as congénitas, isto é, deficiência
congénita do membro [31].A maior causa de amputação são as doenças vasculares
periféricas, nomeadamente a Diabetes Mellittus [32].
Estima-se que cerca de 70% das amputações tenham origem em doenças
vasculares, enquanto os restantes 30% devam-se a traumas, tumores ou malformações.
As etiologias das amputações podem ser divididas da seguinte forma:
Congénitas: os pacientes são portadores de uma anomalia genética e apresentam
deformidades significativas, cujas podem impossibilitar a protetização, ou dificultar
a função do membro residual. Nestes casos a amputação deve ocorrer nos primeiros
anos de vida de forma a facilitar uma reabilitação precoce e maior aceitação por
parte do paciente [33].
Tumorais: tumores ósseos malignos, tais como osteossarcoma, também podem
originar necessidade de amputar o membro inferior.
Doenças Vasculares: nomeadamente insuficiência vascular (problemas circulatórios,
arteriosclerose e gangrena), que é a ocorrência é a mais comum nos idosos, a
maioria no sexo masculino, a mais proeminente é a diabetes [34]. Em Portugal, a
prevalência de diabetes era de 12.7% da população entre os 20 e os 79 anos, no
mundo é de 8.3%, o que corresponde a 371 milhões de pessoas, no ano de 2012
[35].
Traumáticas: Podem ter origem em acidentes automobilísticos, acidentes com
armas de fogo, etc. As causas traumáticas que atingem um maior número da
população são os acidentes de trabalho e de trânsito [34].
27
2.5.1 Níveis de Amputação
As amputações são classificadas através da localização da amputação. Em 1974,
foi desenvolvido um sistema de classificação internacional para definição dos vários
níveis de amputação [36]. De acordo com a Task Force on Standardization of Prosthetic-
Orthotic Terminology os principais níveis de amputação e mais comuns são
representados Tabela 2.4 e nas figuras 2.21 e 2.22.
Tabela 2. 4- Níveis de amputação [adaptado de 37]
Nível de Amputação Descrição
Hemipelvectomia Remoção total da perna e parte da pélvis, figura 2.21 (a).
Desarticulação ao Nível da Anca Amputação na articulação da anca, pélvis intacta, figura 2.21 (b).
Curto Transfemoral Comprimento femoral inferior a 35%.
Transfemoral Comprimento femoral compreendido entre os 35% e os 60%, figura 2.22 (a)
Longo Transfemoral Comprimento femoral superior a 60%.
Desarticulação a nível do joelho Amputação na articulação do joelho, fémur intacto, figura 2.22 (b)
Curto Transtibial Comprimento tibial inferior os 20%.
Transtibial Comprimento tibial compreendido entre os 20% e os 50%, figura 2.22 (c).
Longo Transtibial Comprimento tibial superior a 50%-
Syme’s Desarticulação ao nível do tornozelo acompanhado da colocação de um apoio ao nível do calcanhar; pode incluir a remoção dos maléolos e epicôndilos distais da tíbia/perónio, figura 22.
Figura 2. 21 - Nível de Amputação: Hemipelvectomia (a) e Desarticulação ao nível da anca (b) [38].
(a) (b)
28
Figura 2. 22 - Níveis de amputação (continuação): Transfemoral (c); Desarticulação do joelho (d); Transtibial (e) [38].
2.5.2 Reabilitação
Imediatamente após o procedimento cirúrgico de remoção total ou parcial de
um membro é necessário uma série de cuidados contínuos e bem-sucedidos para uma
recuperação rápida e eficaz do paciente. Estes cuidados para além de conceder uma
cicatrização eficiente, vão, simultaneamente, preparando o utente para uma futura
protetização [39], caso o paciente apresente as condições necessárias.
No pós-operatório o paciente é sujeito a uma série de etapas desde fisioterapia,
treino de equilíbrio, adaptação à prótese, cuidados com o membro residual e cicatriz,
treino de atividades da vida diária, treino de marcha, entre outros [40].
Segundo a OttoBock® existem três grandes objetivos na fase pós-operatória, o
mínimo de dor e desconforto, o ganho de capacidade de suporte de peso por parte do
membro residual e a não perda de mobilidade em nenhum dos planos. Para tal, é
fundamental o paciente considerar todas as recomendações que os profissionais de
saúde, em diferentes aspetos, para que este ganhe o máximo de mobilidade possível:
Boa Postura
Após o procedimento cirúrgico, o utente passa muito tempo deitado. E, de forma
a evitar desconforto, dores e problemas dermatológicos provocados por sobrecargas de
pressões, o paciente, com auxílio de uma equipa reabilitação, deve reposicionar-se
várias vezes durante o dia, sem nunca descurar de uma postura adequada [39].
(c) (d) (e)
29
Cicatrização do membro residual
Na maioria dos casos, a ferida demora cerca de 3 a 4 semanas a cicatrizar nas
camadas superficiais. Contudo, a cicatrização completa demora 12 a 18 meses,
aproximadamente.
Para uma boa cicatrização é necessário um tratamento contínuo com aplicação
de meias elásticas e de compressão, aplicação de cremes para minimizar a perda de
flexibilidade e suavidade, bem como a sua resiliência, uma propriedade importante que
irá ajudar o coto a suportar melhor o uso de prótese.
A aplicação de pressão sobre o membro residual através do uso de meias
elásticas, meias de compressão e/ou liners é crucial, uma vez que esta terapia de
compressão reduz o inchaço e adapta o membro residual para uma futura protetização.
A compressão estimula a circulação, reduzindo o inchaço e acelerando o processo de
cicatrização [39].
Treinos
Após a amputação, o corpo sofre uma mudança drástica, com alteração não só
da aparência física até ao seu ponto de equilíbrio. Sendo essencial preparar o corpo para
compensar as alterações sofridas. Os fisioterapeutas sujeitam os utentes a vários
exercícios para fortalecimento muscular de todo o corpo e também das articulações.
Estes exercícios podem ser executados com pesos leves ou faixas de fisioterapia, na
posição horizontal ou vertical, nos quais o membro residual não deve ser excluído. Estes
treinos impedem uma perda muscular significativa e também a perda de mobilidade por
parte das articulações.
Estes treinos ajudarão, não só no reforço muscular, mas também nas suas
atividades diárias e no ganho de autonomia, como por exemplo ajuda o paciente sentar-
se na cama sozinho depois amputação [39].
Protetização imediata e preliminar
Em alguns casos, realiza-se uma protetização imediata 10 dias após à intervenção
cirúrgica. Deste modo, o paciente pode apoiar-se parcialmente no membro residual e
iniciar a adaptação à marcha com a prótese. Contudo, nem em todos os casos a
protetização imediata é viável. O médico fisiatra, o fisioterapeuta e restante equipa são
30
os que decidem qual a melhor opção de acordo com as condições que o utente
apresenta.
A protetização imediata é feita com uma prótese temporária que auxilia nos
primeiros exercícios, como erguer e locomover. Isto permitirá ao técnico compreender
os padrões de movimento do paciente em estudo, entre outros aspetos que irão ajudar
numa posterior protetização mais adequada [39].
Durante todo o processo de reabilitação, é muito importante o feedback para o
processo seja refinado pela equipa técnica para uma recuperação mais rápida e
eficiente.
31
CAPÍTULO 3
Estudo do Projeto
Neste presente capítulo proceder-se-á a um estudo sobre as próteses existentes
e seus respetivos componentes.
De forma geral, os componentes presentes são o encaixe rígido, mecanismo de
suspensão, articulação protética de joelho, corpo tubular, pé protético e interface [41].
Estes podem ser divididos em dois grupos de acordo com a sua funcionalidade: a
articulação protética do joelho e o pé protético são os componentes que mais
influenciam o desempenho da marcha, e o encaixe rígido, mecanismo de suspensão e
interface são os que componentes que apresentam maior influência sobre o conforto e
segurança do paciente.
Existe uma série de fatores a ter em conta na escolha da prótese. Nesta etapa é
importante a envolvência da equipa de reabilitação (médico fisiatra, fisioterapeuta,
técnico) para a obtenção da melhor solução, como o nível de amputação, expectativas
futuras, nível de atividade, aparência estética/cosmética e os recursos financeiros do
paciente. A prótese pode ser considerada como um corpo estranho em contacto com o
corpo humano, e associado ao uso pode existir desconforto que poderá ser corrigido
através da escolha adequada de componentes, ajustamento destes e treinos de
reabilitação [40].
Neste capítulo serão abordados os atuais sistemas de suspensão comercializado,
nos quais através de uma análise crítica permitirá perceber as vantagens e desvantagens
do uso destes.
32
3.1 Prótese Segundo a norma ISO10328:200 ‘’ O termo prótese consiste num dispositivo
aplicado externamente usado para repor total, ou parcialmente, a ausência ou
deficiência de um segmento de um membro inferior ou superior’’ [42].
Inicialmente eram confecionadas com materiais pesados e desconfortáveis, e a
sua interação com o corpo provocam feridas e alterações, por vezes até ao nível
vascular. Mas a tecnológica e social permitiu a evolução no processo de fabrico deste
tipo de dispositivo. Atualmente, a prótese de membro inferior é um dispositivo médico
projetado de forma a ser o mais funcional e confortável possível, sem descurar da
componente da estética, sendo possível alcançar níveis muito elevados de sofisticação
[41]. Para garantir a qualidade das próteses existe a ISPO - Sociedade Internacional de
Próteses e Ortóteses e a ISO -10328.
Estas devem providenciar ao seu portador uma deambulação básica e a
oportunidade de executar atividades mais complexas, como correr ou praticar
atletismo. Permitindo assim, ao paciente, voltar a realizar a totalmente as suas
atividades diárias com poucas restrições [1].
Os principais objetivos das próteses é a segurança do usuário, estabilidade,
equilíbrio, conforto durante a sua utilização, para minimizar o consumo energético e a
assimetria da marcha [15].
Atualmente é possível dividir as próteses em dois grandes grupos, as próteses
exoesqueléticas e as endoesqueléticas, figura 3.1.
Figura 3. 1 - Prótese Exoesquelética Transfemoral (lado esquerdo) e Prótese Endoesquelética Transfemoral (lado direito) [43].
33
3.1.1 Resenha histórica
As próteses sugiram meramente para reposição do membro perdido, no qual o
Homem usava apenas um pedaço de madeira para se apoiar e conseguir caminhar,
apesar das limitações. Mas questões cosméticas e psicológicas depressa surgiram nas
civilizações Egípcias, Gregas e Romanas. Os primeiros materiais usados na confeção
foram a madeira, couro e o aço.
A necessidade de funcionalidade promoveu a evolução das próteses ao longo
dos anos, resultante da fusão entre a medicina e a tecnologia. Esta evolução teve fases
mais notórias no pós-guerra, devido às inúmeras pessoas que perdiam os seus
membros.
É difícil datar a primeira prótese. No entanto, o registo mais antigo de prótese
até agora encontrada é de origem egípcia e encontra-se ligada ao pé de uma múmia tal
como se pode ver na figura 3.2, conhecido por “Dedo do Cairo” [44].
.
Figura 3. 2 - Prótese realizada em madeira e couro, conhecida por “Dedo do Cairo” [44].
Arqueologistas acreditam que esta prótese pertença a uma senhora que tinha
entre os 50 e 60 anos e que perdeu o pé devido a diabetes. Esta senhora deveria ter
vivido entre os 1000 a.C. e os 600 a.C.
As primeiras amputações já aconteciam antes de medicina ser reconhecida como
ofício. Existem indícios desde a era Neolítica de desenhos encontrados nas cavernas em
França e Espanha datados a 5000 a.C. As razões pelas quais estas amputações
aconteciam poderia ser por patologias congénitas ou adquiridas ou até mesmo punições
por crimes que cometiam [45].
A primeira amputação de membro inferior que fora registada é datada a 300 a.C.
em Perú, nesta época as pessoas preferiam morrer do que perder os meus membros
devido aos poucos recursos para reabilitarem. Existem, inclusive, algumas histórias que
34
relatam atos corajosos sobre heróis preferiram a amputação do que a morte, como é o
caso da história de Herodotus, na qual relata a história sobre um soldado Persa,
Museu Royal College of Surgeons a sua réplica, porque a original foi destruída durante
um ataque aéreo na II Guerra Mundial (1939-1945) [46].
Figura 3. 3 - "Perna da Capua" [47].
Na Idade Média as próteses eram de ferro e eram principalmente direcionadas a
cavaleiros que perdiam os seus membros durante as batalhas. Devido ao desconforto que
sentiam, os amputados recusavam-se a usá-las. Na figura 3.4 está representando um exemplo
de uma prótese do século XVI, caracterizada por um grau de funcionalidade muito baixo. A sua
construção sugere que esta só deveria servir para estar sentada, uma vez que as fivelas na parte
proximal não fornecem uma boa suspensão durante a marcha e a articulação do joelho é
praticamente inexistente, propiciando pouca liberdade de movimento [48].
Figura 3. 4 - Prótese de Membro Inferior do séc. XVI [49]
Outro exemplo de prótese produzida no nosso passado é a da figura 3.5. De
origem italiana do século XVII, devido à sua configuração é pressuposto que pertencia a
alguém portador de deformações congénitas. O pé era de madeira e as paredes laterais
da perna de ferro, sendo este um modelo mais leve que o apresentado na figura 3.4.
35
Figura 3. 5 - Prótese do século XVII [49].
Ao longo da história, não foram somente as próteses a evoluir. Os métodos
cirúrgicos adotados nas amputações também sofreram alterações positivas. Ambroise
Paré (1510 -1590) tornou-se num dos cirurgiões militares mais emblemáticos devido às
suas contribuições tanto para o procedimento cirúrgico como para o design das
próteses. Um dos seus primeiros contributos foi no tratamento de feridas. As feridas
provocadas por armas de fogo eram tratadas com óleo fervente, mas Paré conseguiu
criar uma nova mistura de gema de ovos, óleo de rosas e terebintina que favorecia uma
cicatrização mais rápida e eficaz. Este também foi responsável pela invenção de novos
instrumentos cirúrgicos e novos métodos cirúrgicos de amputação. De facto, Paré foi
um dos pioneiros da homeostasia das amputações através do uso de pinças para ligar
os vasos sanguíneos [49].
Segundo os arquivos, Paré desenhou a primeira prótese com juntas articuladas
(figura 3.6) para amputações acima do joelho que permitiam aos pacientes executar a
marcha [46].
Figura 3. 6 - Prótese para amputação acima do joelho desenhado por Paré [50]
36
Já Verdun produziu a primeira prótese para amputações abaixo do joelho, figura
3.7, nas quais o joelho tinha alguma liberdade de movimento [46].
Figura 3. 7 - Prótese desenhada por Verdun [50].
Em 1800, houve uma optimização da prótese para amputações acima do joelho
por James Potts, de Londres. A prótese, representada na figura 3.8, era mais leve dado
ao encaixe e à perna serem compostos por madeira e apenas a articulação do joelho
feita em aço. Era composta, também, por um pé articulado e por cabos de conexão entre
a articulação do joelho, do tornozelo e o sapato permitindo uma melhor coordenação
destes com a flexão do joelho. Esta prótese ficou conhecida como “Perna do Anglesea”,
por causa do portador da prótese, o Marquês de Anglesea. Trinta e nove anos depois,
em 1839, este mesmo modelo foi introduzido nos Estados Unidos de América e sofreu
algumas alterações [46].
Figura 3. 8 - Prótese desenhada por James Potts, em 1800 [50].
A produção de próteses sofreu um grande impulso durante a Guerra Civil nos
EUA (1861 – 1865), só Union Army Medical Corps realizou cerca de 30 000 amputações.
A produção sofreu um impulso que desafiou a novas alterações nas próteses. Marks
introduziu o couro e pergaminho para cobertura das próteses e Herrman de Praga
37
substituiu o aço por alumínio em alguns dos componentes. E o preço destas rondavam
entre os 75$ (67€ aproximadamente) e os 125$ (111,84€ aproximadamente) cada uma
[51].
Desde 1900, as alterações das próteses não são tão significativas, mas são
pequenos e constantes refinamentos que vão aperfeiçoando e exponenciado a
funcionalidade e o conforto.
Durante a II Guerra Mundial (1939 - 1954) verificou-se um aumento significativo
de próteses feitas em casa ou pelos prisioneiros com os poucos recursos disponíveis,
dando resultado a estruturas que se pode observar na figura 3.9 [52].
Figura 3. 9 - Próteses "caseiras" fabricadas durante a II Guerra Mundial [52].
Desde 1939 aumentou a preocupação relativamente à fase pós-operatória que
promoveu alguns avanços em termos cirúrgicos. Estes avanços consistiram na utilização
de materiais mais adequados, como plásticos rígidos em vez de madeira e o aço.
A introdução de encaixes de plástico rígido e de mecanismos hidráulicos de
atravacamento (figura 3.10) potenciaram o grau de funcionalidade das próteses.
38
Figura 3. 10 - Amputado abaixo do joelho com um encaixe rígido e um corpo tubular [53].
Nos procedimentos cirúrgicos Paré foi o grande impulsionador e desde então os
princípios básicos não tem sofrido praticamente alteração nenhuma, os tecidos moles
deixaram de ser cortados ao mesmo nível que os ossos, de modo a proporcionar uma
maior cobertura à estrutura óssea restante [54].
A evolução da prótese aumentou a capacidade de adaptação da prótese ao
paciente e diminui a necessidade de o paciente se adaptar à prótese.
3.2.2 Prótese Exoesquelética
As próteses exoesqueléticas, figura 3.11, possuem uma estrutura externa rígida,
responsável tanto pela sustentação do peso como pelo aspeto estético. O revestimento
e a resistência da prótese são garantidos por uma estrutura exterior laminada em resina
com pigmentação da cor da pele. São próteses com resistência muito alta e possuem
um peso muito reduzido, desde que confecionadas de acordo com os critérios pré-
estabelecidos [41] [32].
Este tipo de próteses são confecionadas a partir de componentes pré-fabricados
em madeira ou plástico. A madeira é desbastada internamente, deixando-a
praticamente oca, permitindo uma redução de peso significativa. Este tipo de próteses
são muito resistentes e duráveis e não requerem muita manutenção. E, ao contrário da
opinião geral, não são necessariamente mais pesadas que as modulares [41].
39
Apesar de serem a um preço bastante acessível, as próteses exoesqueléticas
apresentam um aspeto pouco natural da estrutura interna rígida, menos opções de
componentes, dificuldades em mudanças de alinhamento e impossibilidade de
intercâmbio rápido de peças. E consequente menor a adaptação ao paciente [41] [32].
Figura 3. 11 - Exemplar uma prótese exoesqueléticas Transfemoral da OttoBock ® [55].
3.2.3 Prótese Endoesqueléticas
As endoesqueléticas são, atualmente, as mais usadas devido às vantagens que
apresentam em relação às exoesqueléticas. Apesar de estas apresentarem um preço
mais elevado, a sua funcionalidade, a facilidade em realinhamento e maior capacidade
de adaptação ao amputado torna-as mais atrativas na escolha [32].
Nas próteses endoesqueléticas, os diferentes componentes que a compõem
interagem entre si, durante o ciclo de marcha, proporcionando um maior grau de
liberdade de movimento e uma maior sensação de liberdade e controlo durante a
locomoção [41]. Na sua estrutura interna possuem componentes mecânicos, em
diferentes materiais ajustados ao peso e atividade do amputado, que posteriormente
são revestidos por uma espuma com fim cosmético, caso o paciente deseje.
Estes componentes são pré-fabricados de alta resistência e com um grau de
funcionalidade elevado. E, geralmente, são de aço, titânio ou fibra de carbono o que
permite componentes de reduzido peso, como é possível analisar na figura 3.12.
40
Figura 3. 12 - Exemplares de prótese endoesqueléticas da OttoBock ® para diferentes tipos de amputação [55].
O revestimento cosmético, figura 3.13, espuma, pode ser modulado de forma
individual e a sua consistência macia proporciona um aspeto mais natural. A sua
principal desvantagem é a sua vida útil curta e requer alguns cuidados especiais por
parte dos pacientes [32]. Estes revestimentos são cada vez menos utilizados, o uso de
próteses é, cada vez mais, bem integrado na sociedade diminuindo o preconceito do uso
e exposição destas.
Figura 3. 13 - Exemplar de prótese endosquelética transfemoral com revestimento cosmético [55].
41
Graças ao sistema de fixação dos componentes com parafusos é possível efetuar
ajustes e mudanças de alinhamento sempre que necessário, tal como mudança de
componentes [32] [3].
Os principais componentes de uma prótese são o encaixe, corpo tubular, joelho
e pé protético. Estes mesmos são escolhidos de acordo com a condição e necessidades
do paciente [32] [3].
O encaixe rígido permite a ligação entre o membro residual, proporcionando
também proteção do coto e uma correta distribuição das forças às quais o membro
residual está a ser sujeito. Para ser assegurado uma boa ligação entre o coto e a prótese,
é incorporado um mecanismo de suspensão que potencia o acoplamento e a sensação
de segurança durante a locomoção. Para maximizar o conforto durante a locomoção,
atualmente a maioria dos amputados usa interfaces de silicone.
A articulação do membro residual é obtida através da prótese de joelho e do pé,
cujo seu principal objetivo é assegurar o equilíbrio e estabilidade e alguma liberdade de
movimento que ajudam desempenhar melhor a marcha. O corpo tubular que permite a
transferências de força até ao pé protético [56].
3.3 Componentes das Próteses Encaixes, articulações de joelho, adaptadores, corpo tubular e pé protético,
figura 3.14, sãos os componentes que constroem uma prótese. Cada um dos
componentes possui funções e características diferentes. E a escolha de cada um destes
componentes depende das necessidades e condições de cada paciente.
Figura 3. 14 - Esquematização dos componentes de uma prótese [57].
42
3.3.1 Encaixe Rígido
O encaixe tem uma importância fundamental para a qualidade final de uma
prótese. É este que conecta o membro residual à prótese e as suas funções focam-se na
fixação da prótese no membro residual e a correta distribuição de cargas ao longo do
coto [43] [58].
Para que o encaixe exerça as suas funções devidamente, este deve ser ajustado
individualmente de paciente para paciente, devido à diferente forma, dimensões e
pontos de tolerância de pressão por parte dos tecidos moles de cada um. É necessário
garantir que este componente forneça um envolvimento preciso do membro residual,
sem existir zonas com folga ou demasiado apertadas, para não causar situações de
inibição da circulação sanguínea. É importante referir que quanto maior a área de
contacto melhor será a suspensão da prótese, tal como o feedback proprioceptivo
prevenindo edemas ou outros problemas de pele [32]. O ajuste do encaixe a cada
paciente deve considerar o conforto durante o seu uso [43].
Para uma melhor funcionalidade, geralmente, funciona em conjunto com um
liner (parte interna), que atua como uma segunda pele, melhorando a aderência entre
o tecido cutânea do membro e a prótese e diminuindo a fricção entre os dois, e com um
mecanismo de suspensão, que assegura uma ligação mais segura entre o paciente e a
prótese [58]. Na figura 3.15 está representado um dos modelos da OttoBock®, uma das
marcas de referência de próteses de membros inferiores.
Figura 3. 15 - Modelo Clássico de Encaixe da OttoBock® [59].
É um dos modelos clássicos da OttoBock® e um dos mais utilizados pelos
amputados transfemorais. A parte interna é de material mais flexível e suave para
melhorar o conforto e não impõe restrição a movimentos do paciente como, por
43
exemplo, sentar-se. A parte exterior é de fibra de carbono, material leve que permite
um bom suporte de peso e uma boa conexão com os restantes elementos [59].
Existem varias formas de se produzir um encaixe, pode ser desenhado através de
softwares CAD/CAM ou então fabricado manualmente que é o processo preferido pela
maioria dos profissionais, uma vez que permite um melhor ajuste ao coto do utente
durante o processo de fabricação.
Numa fase inicial técnico obtém as medidas necessárias do coto de forma a
caracterizá-lo da melhor forma possível. Todos os encaixes, independentemente do
nível de amputação, são obtidos da mesma forma, através do negativo de molde de
gesso feito – figura 3.16 (a). Nesta fase o técnico pretende obter a maior área de
contacto do membro residual. De seguida, enche o molde para posterior secagem e
correção. O técnico corrige, com o auxílio de uma lima – figura 3.16 (b) - e dá forma ao
molde, para se obter áreas convexas nas áreas mais tolerantes à pressão e áreas
concavas nas áreas mais sensíveis à pressão dos tecidos moles. A zona do tendão patelar
é a zona que melhor tolera a pressão e por isso nesta se verifica a áreas convexas mais
proeminentes. Por outro lado, os músculos gémeos, a cabeça do perónio, crista da tíbia,
os côndilos tibiais e parte distal da tíbia e do perónio são as zonas sensíveis onde é
exercida menos pressão, ilustrado na figura 3.17 [43] [60].
Figura 3. 16 - Ilustração de duas fases de moldagem do encaixe [61].
Figura 3. 17 - Zonas de sensíveis à pressão (lado esquerdo) e zona tolerantes à pressão (lado direito) num membro residual transtibial [62].
(a) (b)
44
No final da correção, o molde pode necessitar de ir para uma estufa. E, por fim,
ocorre a laminagem que consiste no processo final no qual é obtido o contramolde
(positivo) do encaixe final, nesta etapa podem ser usado resina epoxy ou fibra de
carbono [43] [60].
Para amputações transtibiais os tipos de encaixes mais utilizados são o PTB e o
TSB. Enquanto nas amputações transfemorais são o encaixe CAT-CAM e encaixe
quadrilátero.
No PTB – Patellar Tendon Bearing, a descarga do peso é feito, essencialmente,
sobre o tendão rotuliano e o bordo proximal do encaixe termina ao nível do centro do
joelho. Segundo os profissionais de saúde, este permite uma maior sensação de
segurança e perceção de controlo ao amputado durante a macha devido ao contacto
mais focado no joelho. Por outro lado, no TSB – Total Surface Bearing, as descargas são
uniformes ao longo de todo o encaixe.
Relativamente aos encaixes direcionados para amputações transfemorais, o
mais utilizado é o CAT-CAM, seguido pelo quadrilátero. O CAT-CAM é um encaixe de
contenção isquiática e de contacto total o que propicia um melhoramento da circulação
venosa, diminuição de edemas e uma maior perceção sensitiva. O encaixe quadrilátero,
tal como o nome sugere, possui forma retangular na sua parte proximal, sendo esta
forma muito importante para a distribuição de forças dentro do encaixe [32].
3.3.2 Gel Liners
Este componente surgiu nos anos 80 e são inúmeras as vantagens que apresenta
[63]. O gel liner reveste o coto e reduz significativamente as tensões de corte a que fica
sujeito durante a marcha, através de uma correta distribuição de pressão ao longo do
membro residual durante a marcha [1] [64]. Melhora a estabilidade, conforto,
amortecimento e suspensão. Este componente é ideal para cada paciente e para
qualquer nível de amputação. As suas propriedades compressivas tornam esta interface,
também, num bom acessório de reabilitação pós-operatória para uma estabilização
mais rápida do volume do membro residual [1].
O liner, também denominado como interface, funciona como uma barreira entre
o encaixe rígido e o membro residual e, simultaneamente, é um meio de suspensão que
45
reduz a necessidade de uso de cintos ou correias pélvicas [64]. Na aplicação do liner
origina-se uma pressão negativa resultante do movimento entre a pele e o liner. No
entanto, de forma geral, é usado com outros mecanismos de suspensão, como o pino
de bloqueio, válvulas de vácuo, sucção, Seal-In, Lanyard e magnético, uma vez que
aumenta a sensação de segurança e conforto durante a locomoção [65].
Os amputados que optam pelo uso de gel liners apresentam tecidos cicatrizados
mais suaves e com maior elasticidade. Alguns dos modelos atuais, para além de
contribuírem para uma melhor distribuição de pressões, libertam gradualmente óleos
minerais directamente na pele que aumentam a sensação de conforto e bem-estar por
parte do amputado.Também detêm uma matriz integrada que minimiza o movimento
vertical dos tecidos moles, conhecido como pistonamento [1]. O modelo da figura 3.18
é da marca Össur® consiste num exemplo de liner com matriz estabilizadora, que pode
variar entre os 2 e os 14 cm de altura, conforme o tamanho do liner escolhido. Para além
disso, é composto por silicone DermoGel que possui composto que permitem um
cuidado activo da pele. Sendo mais indicado para amputados com problemas de pele
[66].
Figura 3. 18 - Modelo Icecross Dermo para uma suspensão de pino [64].
Antes da introdução de gel liners, para a protecção do membro residual das
pressões era usadas espumas densas. No entanto, atualmente os materiais mais
utilizados são silicone, uretano, óleos minerais ou elastómeros termoplásticos [1].
Os liner são componentes off the shelf e, no mercado actual, existe uma
variedade enorme de produtos que conseguem colmatar a maioria das necessidades
dos pacientes. Para garantir uma boa performance um liner deve ser escolhido de
acordo com o nível de atividade do paciente, nível de amputação, tipo de suspensão
pretendido e forma e dimensões do coto, sendo uma das medidas de referência o
46
perímetro distal a 4 cm da parte distal do membro residual. As espessuras de liner mais
dominantes são as de 3mm, 6mm e 9mm e quanto menos ativo for o paciente maior
será a espessura do liner para uma maior sensação de conforto. Na figura 3.19 está
representado o esquema de espessuras de um liner de 3mm [1].
Figura 3. 19 - Esquema ilustrativo com as medidas do liner Icecross Synergy - Locking da Össur®[67].
Existem casos de liners com partes distal com espessuras diferentes e também
tecelagens por causa da flexão do joelho, figura 3.20.
Figura 3. 20 - Modelo da Össur ®, Icecross Synergy- Locking, com tecelagem diferente para uma melhor flexão do joelho [67].
Os liners são componentes resistentes, que segundo os profissionais de saúde é
recomendado que estes sejam mudados a cada um a dois anos. No entanto é o nível de
atividade, o cuidado diário e a aplicação correta dos liners que determinam a
longevidade. A falta de cuidados higiénicos, o uso indevido e armazenamento
descuidado são fatores que encurtam a durabilidade. Sendo imperativo um cuidado
higiénico diário. Mesmo para pacientes mais sensíveis, existem liners hipoalergénicos
que reduzem a probabilidade de ocorrência de dermatites ou reações alérgicas. Caso
47
ocorram, é necessário que recorrer ao profissional de saúde para obter uma melhor
solução [1].
A aplicação do liner requer alguma destreza manual por parte do paciente. A
parte interna do liner deverá ser virada do avesso (figura 3.21(a) e (b)). Poderá colocar
algum lubrificante na parte interna para facilitar o processo (figura 3.21(c)) e alinhar a
parte distal do liner com a parte distal do membro residual (figura 3.21(d)) para assim o
paciente desenrolar o liner ao longo do membro, para que a pele fique em contacto com
a parte interna do liner [1]. Este método permite que o liner envolva todo o membro
residual e melhor estabilização dos tecidos moles [64].
Figura 3. 21 - Esquematização das diferentes fases de colocação do liner [68].
O uso de liners permite obter uma maior estabilidade e sensação de conforto,
um menor gasto de energia durante a marcha, maiores períodos de locomoção e de uso
de prótese, ou seja, melhora a performance geral da prótese [64].
3.3.3 Sistema de Suspensão
O sistema de suspensão e o encaixe rígido são os principais componentes que
afetam o conforto, mobilidade e satisfação do paciente [69].
O mecanismo de suspensão, tal com mencionado anteriormente, situa-se,
geralmente, na parte distal do encaixe e inserida na parte rígida do mesmo. É um
componente fundamental de ligação entre a prótese e o membro residual. Tal como os
restantes componentes este deve ser escolhido de acordo com as características que
cada paciente apresenta [70]. O comprimento do membro residual, estabilidade do
joelho, volume do membro, nível de atividade, destreza manual, exigências cosméticas
são os fatores a considerar na escolha do mecanismo de suspensão mais adequado [71].
Quanto mais ativo for o paciente mais importante se torna o mecanismo de suspensão
[69].
(a) (b) (c) (d)
48
O uso de suspensão reduz a rotação, translação e movimento vertical do
membro residual dentro do encaixe, evitando patologias dermatológicas [69] [71].
Existem vários tipos de sistema de suspensão. Atualmente, os principais são o de
pino de bloqueio, sucção, vácuo. Paralelamente à evolução da tecnologia foram
surgindo também sistemas de suspensão magnética e híbridos, que resultam de uma
fusão entre os principais mecanismos de suspensão.
A satisfação do uso depende do nível de amputação, dos restantes componentes
protéticos e seu alinhamento, nível de atividade e ajuste do encaixe [69].
Sistema de Pino de Bloqueio
Consiste num liner com um pino incorporado na parte distal que engata na parte
distal do encaixe da prótese [1] [70]. É o mecanismo mais utilizado e também mais
adequado para uma primeira protetização devido à sua facilidade, simplicidade e
também rapidez de uso e devido ao facto de promover uma suspensão mais rígida que
confere uma maior sensação de segurança aos utentes protetizados. Na figura 3.22
ilustra como o mecanismo é incorporado na prótese.
Figura 3. 22 - (A) - Liner com pino anexado, (B) Mecanismo de pino inserido num encaixe rígido transparente [72].
Existe uma gama ampla e diversificada de sistemas de pino de bloqueio, alguns
produzem um click audível, ajudando aos utilizadores a perceber se a ligação foi bem
efetuada; pinos de bloqueio o paciente pode girar o pino até este estar bem inserido
(figura 3.23); pinos liso cujo atravacamento é silencioso (figura 3.24); pinos flexíveis e/
49
ou pinos magnéticos (figura 3.25) [73]. O modelo ALPS Lock S 496-T,figura 3.23, é um
modelo que assegura uma ligação bastante rígida com uma característica própria de
possuir um botão que pode rodar o pino, mais concretamente um pino de dente
“serralhado” termo utilizado pela própria empresa, dentro do alojamento, propiciando
uma maior sensação de segurança ao utilizador [74]. O modelo de sistema de pino liso
Icelock 600 Series da Össur, figura 3.24, é um sistema simples de dimensões reduzidas
[75]. Na figura 3.25 está representado o do modelo 640 MagnoFlex da Ottobock®, no
qual o pino é flexível e magnético simultaneamente, que permite o redireccionamento
do pino dentro do encaixe para evitar posteriores desalinhamentos e falhas de
suspensão. Este é um modelo interessante e é facilmente adaptado para um sistema de
suspensão através de vácuo [76].
Figura 3. 23 - Modelo ALPS Lock S496 - T, sistema de pino de bloqueio orientado com engrenagem [74].
Figura 3. 24 - Modelo Icelock 600 Series da Össur ®, sistema de pino de bloqueio com pino totalmente liso [75].
Figura 3. 25 - Modelo de Pino 640 MagnoFlex da OttoBock ® (lado esquerdo) e paciente com este mecanismo aplicado (lado direito) [76].
50
Para casos mais específicos como membro residual com muitos tecidos moles ou
membros residuais curtos, nos quais é difícil controlar o coto, existe uma variação dos
sistemas de pino de bloqueio – sistema Lanyard, figura 3.26, Icelock Lanyard 390 da
Össur ®. Neste sistema há uma fio auxiliar que ajuda na orientação e posicionamento do
membro residual dentro do encaixe, e é bastante indicado para idosos e pacientes de
pouca mobilidade com nível de atividade baixo a moderado [77].
Figura 3. 26 - Fotografia do modelo Icelock Lanyard 390 da Össur ® [77].
A combinação do liner com um mecanismo de pino de bloqueio propícia,
simultaneamente, conforto e segurança durante a locomoção. Este mecanismo
assegura uma ligação mais rígida e simples, requerendo pouca destreza manual por
parte de o paciente. E para retirar a prótese basta clicar o botão que se encontra na
lateral [1].
Em situações de variações de volume do coto, basta inserir meias de algodão
protéticas sobre o liner no caso de perda de volume ou retirar no caso de ganho. É
importante que estas possuam um orifício na parte distal para não interferir com o bom
funcionamento do pino [1].
Apesar da sua simplicidade de uso, alguns pacientes, devido a falta de
informação ou reduzida destreza manual, apresentam dificuldade de alinhamento do
pino para dentro do alojamento na parte distal do encaixe rígido, o que a longo termo
resulta em pinos inclinados. A acumulação de pó que provoca corrosão do mecanismo,
também é um dos aspetos referidos, embora significativamente menos que a
dificuldade de alinhamento [78]
51
A longo tempo, os pacientes tendem a apresentar vermelhidão e inchaço na
parte distal do coto e verifica-se, também, espessamento e descoloração do tecido
distal, o que pode originar graves problemas dermatológicos [78].
Sucção
O sistema de sucção é composto por um liner, uma válvula unidirecional e uma
manga de isolamento [70]. E é mais adequado para amputações transfemorais [69].
Neste mecanismo é exercida uma pressão negativa na parte distal do membro
residual devido ao ar expelido durante a inserção do membro com o liner dentro do
encaixe, através da válvula unidirecional (figura 3.27) colocada na parte distal do
encaixe. Através do sistema de sucção também há adesão a toda a área interna do
encaixe, o que o torna num sistema seguro e estável, com fricção e tensão de corte
reduzidas [70]. A manutenção de um ambiente hermético pela manga de isolamento é
importante para que o sistema funcione propriamente [1].
Figura 3. 27 - Modelo Icelock Expulsion Valve 552 da Össur ® é uma válvula de auto expulsão de ar e direcionada para amputados transfemorais [79].
Neste tipo de suspensão é crucial que o membro residual esteja estabilizado e
não sofra variações de volume que possam comprometer o funcionamento adequado
deste mecanismo. Por esta razão, não é um sistema adequado para uma primeira
protetização.
Apesar de este sistema de suspensão apresentar uma maior área de suspensão
que o sistema de pino de bloqueio, a necessidade de aplicação de mangas de isolamento
para a manutenção de um ambiente hermético causa algumas restrições na amplitude
de movimento do amputado [1].
52
O utilizador deste tipo de mecanismo deve possuir força, equilíbrio e destreza
manual para uma correta utilização do sistema de sucção [1]. E em pacientes idosos é
conhecido por provocar edemas na parte distal devido às forças exercidas pela pressão
negativa existente [78].
Vácuo
O sistema de suspensão por vácuo, figura 3.28, consiste num sistema com
pressão negativa que gera vácuo entre o encaixe rígido e o membro residual através de
uma bomba, que pode ser elétrica ou mecânica. O sistema é ativado a cada passo pelo
amputado, no qual o ar é retirado através do encaixe através da bomba, mantendo um
nível de vácuo confortável e consistente ao longo de toda a marcha [1] [70] [80].Nas
bombas mecânicas pode estar integrada a função de amortecedor. O ambiente
hermético é mantido devido à aplicação de uma manga de suspensão, tal como no
mecanismo de sucção [1] [80].
O sistema possui um melhor controlo a pequenas variações de volume do coto e
até mesmo melhorar a circulação sanguínea. A grande área de adesão permite uma
melhor propriocepção e segurança ao portador da prótese durante o seu uso, esta
adesão é tanto melhor quanto maior o vácuo criado [70] [80].Para além disso, o paciente
consegue ter uma melhor perceção do que está a passar debaixo do seu pé protético
[70].
Este sistema permite ao paciente uma sensação de total conexão com a sua
prótese, devido à estabilidade que o vácuo proporciona ao membro residual. Contudo
é um sistema muito suscetível a falhas, basta o isolamento por parte da manga falhar e
todo o sistema perde estabilidade [70].
Este sistema de vácuo é apenas eficaz para pacientes com o membro residual
estabilizado e com um nível de atividade elevado. Também exigem uma boa destreza
manual para a sua preparação, para além de restringir a amplitude de movimentos
devido à manga [1].
53
Figura 3. 28 - Modelo Harmony da OttoBock com bomba mecânica [1].
Manga de suspensão
Mais utilizado como acessório de suspensão, a manga de suspensão fornece uma
suspensão de forma simples e relativamente eficaz. É de fácil aplicação e um excelente
auxiliar de suspensão em períodos de maior atividade. Os materiais mais comummente
utilizados são neoprene, gel ou tecidos elásticos respiráveis [1].
Na manga é característico o seu ajuste confortável que proporciona uma pressão
negativa que aumenta a suspensão. Contudo, basta apenas um pequeno furo ou rasgo
e a suspensão fica comprometida, e não oferece estabilidade nos planos sagital e
coronal. Apesar de serem excelentes auxiliares de suspensão em períodos de maior
atividade, não são adequados para atividades pesadas.
Apesar de aplicação muito simples, requer alguma destreza e força manual por
parte do paciente. E é mais indicado para amputações transtibiais [1].
Um exemplo de modelos existente é o do modelo Iceflex Endurance da marca
Össur ®, figura 3.29. Esta pode ser usada sozinha como método de suspensão ou como
auxiliar de suspensão para um mecanismo de sucção. Este modelo é direcionado para
amputados transtibiais com um nível de atividade moderado a elevado [81].
54
Figura 3. 29 - Modelo Iceflex Endurance da Össur [81].
Seal-In
O Seal – In consiste numa membrana hipobárica que fornece um isolamento
entre o liner e o encaixe rígido [1], figura 3.30.
A membrana hipobárica fica pressionada contra as paredes do encaixe,
resultando em formação de ar comprimido entre essa membrana e a parte distal do
encaixe. Tal como no mecanismo de suspensão é aplicada uma válvula unidirecional
para expulsar o ar, a vantagem é que não requer uma manga de isolamento para manter
a suspensão, permitindo uma melhor fixação do coto e menor restrição de movimento
[1] [78]. A aplicação deste mecanismo requer destreza manual e força por parte do
paciente, dado à dificuldade acrescida de uma correta colocação da membrana
hipobárica [78].
Figura 3. 30 - Amputado transfemoral com um liner Seal -In colocado [82].
55
Cinto Silesiano
O cinto silesiano, figura 3.31, é mais reconhecido como auxiliar de suspensão do
que como método de suspensão [1]. É uma forma muito simples de suspensão, baseia-
se na colocação de um cinto na zona pélvica do paciente, mais especificamente na acima
do osso do quadril, e pode ser feito de couro, algodão ou nylon [82].
Figura 3. 31 - Cintos Silesianos [82].
Indicado para amputações transfemorais, desarticulação do joelho [82] e,
quando o amputado necessita principalmente de controlo rotacional do membro
residual [1].
Revela-se um excelente auxiliar de suspensão em amputados que usam o
mecanismo de sucção e possuem pequenos membros residuais ou também em
situações em que os pacientes com os músculos adutores enfraquecidos [1].
O cinto silesiano também é uma boa opção para usar com meias protéticas que
são aplicadas durante a fase grandes variações de volume. E, tal como a manga de
suspensão, oferece uma segurança extra em qualquer tipo de atividade [1].
Magnético
É o sistema mais recentemente desenvolvido. Este consiste na colocação de dois
ímanes nas partes distais do liner e do encaixe. O acoplamento entre o paciente e a
prótese ocorre devido ao campo magnético criado entre as zonas distal do encaixe e a
zona proximal do corpo tubular [83], figura 3.32.
56
Figura 3. 32 - Sistema MAGLOCK da ST&G incorporado na prótese [84].
Neste mecanismo é, também, incorporado um botão mecânico que permite a
desativação do campo magnético e assim o desacoplamento, figura 3.33. Para uma
melhor sensação de segurança, também pode-se acrescentar um alarme sonoro [83].
Figura 3. 33- Sistema MAGLOCK da ST&G - componente magnético [84].
Suspensão híbrida
Aproveitando as vantagens que cada tipo de suspensão oferece, começaram a
ser desenvolvidos sistemas de suspensão híbridos, nos quais existem dois ou mais tipos
de suspensão juntos no mesmo sistema. Um dos exemplos mais bem-sucedidos é o
sistema AeroLink da Ottobock®, figura 3.34.
Direcionado para os amputados transtibiais, o sistema AeroLink consiste num
sistema de vácuo sem manga de isolamento, que prejudica a amplitude de movimento
do joelho. Este sistema permite ao amputado transtibial andar de bicicleta, ajoelhar,
entre outros sem dificuldade [85].
57
Figura 3. 34 - Sistema AeroLink da Ottobock ® [85].
O liner híbrido possui duas camadas. A camada interna permite uma boa
absorção de choque do material do encaixe rígido externo (poliuretano) e uma boa
distribuição de pressões. A camada externa possui uma maior espessura para uma maior
durabilidade.
O AeroLink ThermoLyn, figura 3.35, possui uma aba de vácuo do liner híbrido que
é dobrada sobre a borda do suporte interno, formando um ambiente hermético [85].
Figura 3. 35 - AeroLink ThermoLyn [85].
O pino com válvula de expulsão integrada, figura 3.36, permite a expulsão do ar
restante no interior do encaixe [85].
58
Figura 3. 36 - Pino com válvula de expulsão de ar integrada [85].
O encaixe externo une-se ao encaixe interno através do sistema de ligação
AeroLink, figura 3.37. Este mesmo c também é equipado com uma mangueira de
conexão rápida para a instalação do Sistema de Vácuo Harmony, um sistema de vácuo
da Ottobock ®, para gerar uma maior vácuo no encaixe interno e melhor estabilidade
[85].
Figura 3. 37- Sistema de Ligação AeroLink [85].
Segundo a Ottobock ®, a preparação do AeroLink requer apenas três fases [85]:
1. Inserir o membro residual no liner híbrido AeroLink e de seguida, colocar
dentro do encaixe interno.
2. Dobrar a aba de vácuo sobre a borda do encaixe interna para a formação do
ambiente hermético. O restante ar será expulso através do pino com válvula
de expulsão de ar incorporada.
3. Por fim, deslizar ao longo do encaixe externo, completar a ligação com o
Sistema de Ligação AeroLink.
59
3.3.4 Articulação do Joelho
Os joelhos protéticos pretendem mimetizar as funcionalidades anatómicas do
joelho, como assumir o controlo e a segurança nas fases de apoio e de balanceamento
durante a marcha. Existem vários tipos de joelhos [1]:
Joelho monoaxial - Joelho simples, leve e que requer pouca manutenção e preço
acessível. No entanto, possui pouca estabilidade e uma pequena gama de
velocidades baixa e restrita.
Joelho Policêntrico – possui um design mais complexo e que abrange centros de
rotação múltiplos como os joelhos anatómicos. Esta característica permite
efetuar o deslizamento e o balanceamento de forma quase natural. É ideal para
pacientes de membro residual curto.
Joelho Pneumático - Compostos por cilindros controlados por um sistema de ar
comprimido. Este tipo é mais indicado para amputados com grande atividade
física que apresentam variações de marcha elevadas. Oferece uma marcha mais
natural, dinâmica e segura, contudo possui um elevado custo e peso e requer
muita manutenção.
Joelho Hidráulico – Tem o mesmo funcionamento que o pneumático, no entanto
é controlado por um cilindro hidráulico, que contém óleo que não é
compressivo.
Joelho com Microprocessador - Joelho de articulação totalmente controlada por
um microprocessador, figura 3.38. Utilizam sensores eletrónicos que captam o
angulo e velocidade angular da perna. São indicados para todos os tipos de
pacientes e propiciam uma marcha natural, com o máximo de segurança e
conforto [1].
60
Figura 3. 38 - Joelho com Microprocessador modelo C-Leg da Ottobock ® [1].
3.3.5 Pé Protético
Os pés protéticos são componentes fundamentais para um bom alinhamento da
prótese e, principalmente, para um bom desempenho durante a locomoção do
paciente. Ao longo da evolução, foram sendo desenvolvidos pés protéticos detentores
de uma boa resposta dinâmica, um bom desempenho energético e bom suporte do peso
corporal [1].
As articulações do pé e do tornozelo têm um grande impacto na eficiência da
locomoção e, também, são responsáveis pela estabilidade de todo o dispositivo e do
paciente.
O pé deve amortecer o impacto das forças do chão durante a marcha, de forma
a diminuir as forças transmitidas para o membro residual. Deste modo, foram
desenvolvidos calcanhares compressíveis que conseguem responder às forças do solo e
mimetizar as contrações dos músculos dorsiflexores do pé.
A aparência do pé é um fator importante, em que o seu grau de importância
depende de paciente para paciente. Caso o amputado pretenda andar de sandálias, por
exemplo, a aparência torna-se num fator bastante importante, no entanto, caso
pretenda praticar exercício físico, este fator será de menor grau de importância.
Consistem na interface entre o paciente [1] e o solo e são classificados de acordo
com a função e as características que apresentam. É possível distinguir vários tipos:
Fixo – É o mais simples. Este é composto por um calcanhar com diferentes graus
de compressibilidade (dura, média e macia). As suas vantagens estão
relacionadas com a pouca manutenção e não possuir partes articuladas [1].
61
Multiaxial - Neste tipo o movimento do pé protético é resultante da elasticidade
dos seus componentes. Reduzem a torção do encaixe sobre o membro residual,
uma vez que conseguem absorver os movimentos de rotação durante a marcha.
Este permite também um bom suporte em terrenos mais instáveis [1] [40].
Articulado - Possui uma articulação monocêntrica que permite movimento na
flexão dorsal e plantar através da compressão dos materiais que constituem a
articulação. Este movimento na flexão dorsal e plantar é o seu diferenciador
positivo [1], figura 3.39.
Acumulador de energia - Este tipo absorve o impulso do tacão quando contacta
com o solo, diminuindo substancialmente a pressão sobre o membro residual.
Esta energia armazenada é depois libertada durante a marcha. Fornece uma
marcha mais natural e com menor gasto energético [1].
Figura 3. 39 - Modelo de pé articulado TruStep [40].
3.4 Protetização Após a amputação o paciente inicia o seu processo de reabilitação, no qual pode
ou não ser protetizado. Para melhor compreensão do processo de protetização reuniu-
se com alguns médicos fisiatras do Hospital de Braga e do Centro Hospitalar do Alto Ave.
A protetização permitirá ao amputado recuperar parte da mobilidade e
consequente alguma autonomia. Para além de que contribuirá para a prevenção de
problemas de postura a equilíbrio, que ocorrem quando há remoção de um dos
membros [42] [86].
A conceção e adaptação das próteses deve satisfazer as necessidades específicas
de cada paciente, sendo assim obrigatório um acompanhamento individual e
personalizado.
62
Uma das etapas mais importantes é a identificação do estado de saúde do
paciente, dando maior foco ao membro residual, de modo a que os pacientes os
profissionais de saúde consigam perceber se o utente apresenta condições suficientes
para este ser portador de uma prótese. Existem casos inviáveis de protetização, como o
exemplo de um paciente idoso que apresente problemas cardíacos não deve ser
protetizado, porque o uso de prótese exige um maior desgaste energético.
Para a seleção do tipo de prótese e componentes que a constituem é necessário
considerar uma serie de variáveis, tais como a origem e nível de amputação, forma,
comprimento e estado do membro residual, doenças e comorbidades associadas, dor
do membro residual, força muscular, amplitude articulares, historial de protetização,
nível de atividade do paciente e também a sua situação social. No Anexo A é possível
analisar os inquéritos do Hospital de Braga e do Centro Hospitalar do Alto Ave que o
paciente necessita de preencher para uma melhor compreensão da situação. Nesta fase
inicial, é necessário que os médicos fisiatras estejam acompanhados por técnicos
especializados, para um acompanhamento mais eficaz e adequado.
A fase do processo de conceção mais artesanal é a produção do encaixe. O nível
de amputação, estado de cicatrização e massa muscular são fatores que diferem de
paciente para paciente e fundamentais para a produção do encaixe, uma réplica do coto.
Nesta etapa é necessário ter especial atenção à identificação de zonas de pressão, uma
vez que a incorreta identificação originará instabilidade do membro dentro do encaixe.
Os restantes componentes são off-the-shell e são adquiridos através de
empresas especializadas nesta área, como o caso da empresa Padrão Ortopédico.
Quanto mais ativo for o paciente, maior o grau de exigência na escolha dos
componentes, requerendo componentes de material mais leve e resistente e
consequentemente mais dispendiosos.
Uma vez completa a produção do encaixe e escolha dos restantes componentes
necessários, segue-se uma série de afinações para obtenção alinhamento mais
apropriado. Estes ajustes serão constantes, permitindo uma boa manutenção do
dispositivo. Ao longo do tempo, o paciente vai sofrendo alterações, como por exemplo
de peso, que exigem novas readaptações para manter um bom desempenho do
dispositivo.
63
O processo de protetização é um processo bastante delicado e moroso, e quanto
mais cedo este acontecer mais eficaz será, porque melhor será a adaptação do paciente
e mais depressa este obtém uma vida regularizada dentro das restrições existentes. No
entanto, Portugal este processo por vezes só acontece anos após a amputação e, devido
à recessão económica, com próteses inadequadas diminuindo drasticamente a
probabilidade de uma reabilitação bem-sucedida.
É possível identificar algumas etapas durante o processo de fabrico como:
medidas do coto, prova de encaixe, prova de marcha, treino de marcha, revisões de
prótese e acabamento. A duração do processo é variável e depende da capacidade de
adaptação e disponibilidade do paciente. Poderá ter uma duração de 2 a 4 meses [40].
3.4.1 Construção de Prótese
O processo de construção de uma prótese é um processo empírico que depende
das capacidades do técnico e do feedback do paciente. Os principais objetivos de uma
prótese são a segurança, estabilidade, equilíbrio e conforto durante o uso de forma a
minimizar o custo energético e assimetria de marcha [15].
Em pessoas saudáveis com a totalidade dos membros, o peso do corpo é
distribuído de forma a proporcionar igualdade de distribuição de cargas nas juntas dos
membros inferiores. Quando um indivíduo sofre perda total ou parcial de um dos
membros o centro de gravidade tende a reposicionar-se para o lado do membro
saudável.
Para uma seleção de componentes e adequada construção de componentes é
necessário considerar a percentagem de peso que a prótese deve suportar. No caso dos
amputados transfemorais, a prótese suporta cerca de 40% do peso do indivíduo.
Existe uma série de fatores que influenciam o processo de construção de uma
prótese. A seleção de componentes adequados, que depende essencialmente do estado
de saúde física e psicológica do paciente, o nível de atividade e a sua educação. Dos
fatores mencionados, destacam-se o peso do paciente e o nível de atividade porque são
estes que vão definir o material e a resistência dos componentes escolhidos.
A construção pode ser dividida, essencialmente, em três etapas - construção
básica, alinhamento estático e alinhamento dinâmico [87].
64
Numa fase inicial é necessário definir a linha de carga do indivíduo que vai ser
protetizado. Esta linha de carga consiste numa linha vertical sobre a qual os
componentes são posicionados de acordo com determinadas regras, sendo essencial
para definição da distribuição de cargas mais adequada.
Num indivíduo saudável, esta linha percorre todo o plano sagital e passa no
centro de gravidade, com uma distância de 2 mm posteriores à articulação da anca
(figura 3.40 – ponto 1); 15 mm anteriores à articulação do joelho (figura 3.40 – ponto 2)
e 60 mm anteriores à junta do tornozelo (figura 3.40 – ponto 3). No plano frontal, esta
percorre o centro do corpo.
Figura 3. 40 - Linha de Carga: Ponto 1 - 2mm posteriores à articulação da anca; ponto 2 - 15 mm anteriores à articulação do joelho; ponto 3 - 60 mm anteriores à junta do tornozelo [15].
Figura 3. 41 - Linha de Carga nos amputados transfemoral [15].
65
Figura 3. 42 - Linha de carga num amputado transtibial [15]
.
Quando se está a projetar a prótese, deve-se considerar que linha de carga deve
passar no centro das articulações de um membro, tal como é possível analisar nas
figuras 3.41 e 3.42. Neste caso, a postura é estável quando o pé consegue compensar os
movimentos do centro de gravidade, deslocando o peso para a frente e para trás, para
esquerda ou para a direita [88].Esta linha é posicionada de acordo com algumas regras
que poderão ser consultadas no Anexo B.
O alinhamento possui um papel fundamental no bom funcionamento e
desempenho da prótese. É definido como o processo de medida de orientação do
encaixe relativamente ao pé protético [89]. Este processo irá mudar a amplitude de
movimento, força muscular e balanceamento do corpo enquanto o utente realizar a
marcha Quando mais bem-sucedida, maior sensação de conforto e segurança por parte
do utilizador [1]. Durante o processo de adaptação e alinhamento é importante o
paciente use sapatos com a mesma altura.
O alinhamento de uma prótese pode ser dividido em alinhamento básico e
dinâmico. O básico refere-se à montagem dos componentes protéticos, segundo os
padrões estabelecidos e o dinâmico ocorre quando a prótese é ajustada à marcha do
paciente [60]. É a junção das duas que permite obter um melhor alinhamento.
A fase inicial do alinhamento estático e dinâmico é considerado o nível da
atividade, comprimento do membro, fase de cicatrização, amplitude de movimento,
força muscular, e no caso de amputações abaixo do joelho também é considerado a
66
estabilidade do joelho. E o alinhamento é feito em três planos: o sagital, frontal e
transversal [1].
A localização do encaixe ao pé protético é crucial porque determinará a
transferência do peso entre o membro residual e o solo. Um alinhamento mal sucedido
aumentará o desconforto durante a sua utilização, reduzirá a sua mobilidade,
aumentará a carga exercida no membro residual e, consequentemente, um maior
desgaste energético. Assim, é necessário uma boa compreensão por parte do técnico
sobre a relação entre os diferentes planos durante o alinhamento [89].
No alinhamento estático são feitos os ajustes necessários para que seja
alcançada a estabilidade necessária enquanto o paciente está parado e mantém a sua
postura. É importante fazer este ajuste para que a prótese possua o correto
comprimento de modo que a distribuição de cargas seja equitativa e a pélvis se encontre
adequadamente nivelada.
No alinhamento dinâmico a marcha do paciente é avaliada nos planos sagital e
frontal e os desvios em relação à marcha normal são também analisados. Estas
diferenças podem dever-se a erros na construção da prótese, a deficiências físicas ou
até mesmo à condição mental do paciente.
Durante a marcha com a prótese é muito importante o primeiro contacto o pé
com o solo bem como a transferência de forças para o pé. O contacto inicial é feito pelo
calcanhar, de forma que seja o mais natural possível e depois realiza-se a transferência
ao longo do pé. Sendo por isso crucial uma boa escolha dos componentes para garantir
um bom desempenho e adequado ao paciente para providenciar uma locomoção o mais
natural possível. Deve-se destacar a influência da articulação do joelho na flexão e na
extensão da perna, que influencia diretamente o contacto do pé no solo [90].
Biomecânica do Encaixe
O encaixe deve proporcionar uma conexão estável e rígida para que o paciente
consiga ter um bom controlo da mesma durante o seu uso. Este componente pode ser
dividido em três partes, figura 3.43, com funções diferentes: seating-face (parte
proximal) que é a parte mais proximal do encaixe, pela qual é inserido o coto; área de
controlo que exerce a função de controlo do movimento adequado e restrição de
movimentos indesejados e, por fim, a parte distal que idealmente apenas deveria
67
suportar cerca de 10% do peso do individuo de forma a evitar sobrecargas e
consequentes lesões cutâneas [91].
Figura 3. 43 - Identificação das zonas do encaixe [15].
O encaixe deve ser capaz de transferir carga, assegurar estabilidade e fornecer
um controlo de movimento eficiente para a concretização de uma marcha mais natural
possível. Na posição em pé, o glúteo medio está esticado o que ajuda a manter a pélvis
numa posição de equilíbrio. Num individuo saudável este processo é assegurado pelo
fémur, sendo que num individuo amputado é assegurado pelo encaixe [91]
Desvios de Marcha
Quando existem erros de construção e/ou alinhamento das próteses as
consequências serão refletidas na marcha, ou melhor, nos desvios em relação a um
marcha normal.
Estes desvios causam um aumento de significativo de consumo energético,
sobrecarga de músculos, e até mesmo lesões musculares e/ou cutâneas, para além do
desconforto e assimetria de marcha [87].
Desvios de marcha como “saltos” pode ocorrer devido a uma prótese com
comprimento superior ao adequado ou a uma articulação do joelho com resistência
elevada; o balanceamento do pé em forma de arco também pode ser devido a uma
resistência elevada à flexão no joelho; a flexão lateral do tronco durante a marcha, na
qual o ombro do paciente mergulha em direção ao lado afetado que pode ser provocado
pela inadequada seleção de um pé protético, comprimento inadequado ou falta de
sensibilidade por parte do amputado; também pode ocorrer elevação excessiva do
calcanhar devido a uma resistência elevada da articulação do joelho ou até mesmo
68
pistonamento, isto é, movimentos verticais do coto dentro do encaixe devido a um mau
dimensionamento deste [15] [87].
O ajuste adequado da prótese é também afetado pelo estereótipo de marcha
natural, a função do pé protético e a pressão do membro residual têm grande impacto
no conforto e consumo energético envolvido [15] [87].
A presença de dores pode ser devido a uma assimetria de componentes, seleção
inadequada de componentes e sobrecarga dos músculos [15] [87].
3.5 Breve estudo do mercado O processo de inovação nos diferentes componentes de próteses são catalisados
pelos avanços tecnológicos o que estimula o crescimento deste segmento de mercado.
O sonho pelo alcance da independência e autonomia de outrora por parte dos
amputados são janelas de oportunidade para este mercado em específico [92].
Em 2006 o mercado de próteses nos Estados Unidos apresentou uma receita de
1,46 mil milhões de dólares (aproximadamente 1,32 mil milhões de euros). E para 2013
as expectativas eram de 1,85 mil milhões de dólares (aproximadamente 1,67 mil milhões
de euros). O mercado global de prótese dentária excedeu os 5 mil milhões de dólares,
cerca de 4,5 mil milhões de euros. Relativamente ao mercado de próteses de membros
era esperado um lucro futuro equivalente ao das próteses dentárias, nos quais as
substituições de ancas e de joelhos são os grandes motores de venda.
Segundo a Frost&Sullivan, cada componente protético está em constante
desenvolvimentos e o uso de novos materiais redefine as potencialidades dos
componentes [92].
Nos Estados Unidos realizam-se aproximadamente 185 mil amputações no ano
de 2011, e todos os anos há pacientes amputados. Contudo o este segmento de
mercado é bastante particular [92].
Na Europa, tal como nos Estados Unidos, o mercado de próteses é fragmentado,
isto é, não existe uma empresa ou um pequeno grupo líder total. O mercado de
69
dispositivos é multinacional, mas o mercado de serviços é o mercado regional, no qual
existem muitas pequenas e médias empresas por zona [92].
O crescimento deste mercado é bastante complexo, o preço elevado das
próteses e a falta de apoios aos amputados para a aquisição destes dispositivos médicos
direciona a escolha de componentes protéticos de preço mais acessível e
consequentemente mais rudimentares. Este tipo de comportamentos torna este
segmento de mercado a um crescimento insustentável, uma vez que não há retorno do
investimento para obtenção de produtos mais inovadores e mais eficazes [92].
Nesta última década houve um crescimento e desenvolvimento muito rápido dos
componentes protéticos. Paradoxalmente, o apoio aos pacientes amputados, nos
Estados Unidos, diminuiu cerca de 20%. Nos últimos 15 anos, as pesquisas académicas
diminuíram e estas começaram a aumentar no sector comercial sobre componentes
como mecanismos de suspensão, joelhos protéticos, entre outros. O aumento da
compreensão da biomecânica da locomoção humana tem sido alvo de intenso estudo,
o que permite obter resultados cada vez mais satisfatórios na pesquisa [92].
Tal como mencionado anteriormente, o crescimento do mercado de próteses é
bastante complexo e não é linear, estando dependente de várias forças motrizes como
a idade da população (uma população envelhecida é mais propensa a amputação devido
às doenças vasculares que são consequência da idade), consciência social para exercício
físico (a sociedade está mais recetiva à pratica de exercício físico, aumentando a procura
de ortóteses para as lesões consequentes do exercício físico, ou então por parte dos
amputados uma maior procura de componentes mais sofisticados para exercer
atividades mais complexas), apoio aos amputados (quando mais apoios os amputados
tiverem, maior será o seu poder de compra), tecnologia avançada (permite a obtenção
de produtos cada vez mais confortáveis, eficazes e preços mais acessíveis) e
fragmentação do mercado [92].
Os custos das próteses são variados e também estão sob influência da evolução
do mercado de próteses para membros. Entre os 5 000 dólares (4522€
aproximadamente) e os 7 000 dólares (6331€ aproximadamente) o amputado transtibial
consegue uma prótese bastante funcional, mas pelo preço de 10 000 dólares (9044€
aproximadamente) consegue adquirir uma prótese que lhe oferece uma marcha
bastante natural. No entanto, para amputados que pretendam correr, por exemplo, terá
70
o custo entre os 12 000 dólares (10 853€ aproximadamente) e os 15 000 dólares
(13 657€ aproximadamente). Próteses com joelhos policêntricos, hidráulicos, que
permitem um controlo de balanceamento apresentam valores acima dos 15 000
dólares. No entanto, próteses com microprocessadores, como a C-Leg, da Ottobock ®
apresentam um valor acima dos 20 000 dólares (18 089€) [92].
Marcas de componentes protéticos mais vendidos em Portugal
Após reunião com alguns médicos fisiatras, tal como mencionado anteriormente,
verificou-se que os componentes protéticos selecionados eram predominantemente de
duas empresas: a Ottobock ® e a Össur ®. Pequenas e médias empresas locais
estabeleciam protocolos com os hospitais para a construção de prótese e, de forma
geral, todos os componentes protéticos, exceto os encaixes que são fabricados
manualmente, são importados das empresas supramencionadas.
A Ottobock ® é uma empresa de componentes protéticos, fundada em 1919, na
Alemanha. Atualmente, sediada em Duderstadt, Alemanha, distribui componentes
protéticos em cerca de 140 países e possui mais de 6000 funcionários. Esta empresa
assume que a sua missão consiste na restauração e melhoramento da independência de
pessoas com reduzida mobilidade física [93].
A Össur ®, fundada em 1971, define-se como líder global na produção e venda
de produtos protéticos não invasivos. Esta empresa está sediada na Islândia e é
composta de por uma equipa de 2200 profissionais espalhada pelos três continentes
principais, América, Europa e Ásia [94].
3.6 Legislação Reguladora de Dispositivos Médicos A disciplina jurídica dos dispositivos médicos é regulada por um conjunto de
normas, decorrentes do contínuo progresso técnico e científico, bem como a
necessidade de transpor para o ordenamento jurídico nacional, as diretrizes europeia,
no que a matérias diz respeito.
Portugal, tal como os restantes países europeus, adaptou e melhorou as regras
estabelecidas no campo de investigação, fabrico, comercialização, entrada de serviços,
vigilância e publicidade a que os dispositivos médicos estão sujeitos.
71
No processo de adaptação e transposição dos requisitos normativos europeus,
destaca-se a Diretiva nº2007/47/CE do Parlamento Europeu e do Conselho, de 5 de
Setembro, que originou a entrada no ordenamento jurídico nacional do DL 145-2009 de
17 de Junho, aprovado em Conselho de Ministros de 2 de Abril de 2009 que entrou em
vigor a 21 de Março de 2010.
O Decreto - Lei que regulamenta em Portugal os dispositivos médicos é DL 145-
2009 de 17 de Junho. Este decreto entrou em vigor a 21 de Março de 2010, analisado e
aprovado em Conselho de Ministro a 2 de Abril de 2009. Promulgado em 4 de Junho de
2009 referendado em 8 de Junho de 2009.
Perante o Capítulo I, nas disposições gerais do Artigo 1º: o presente decreto-lei
estabelece as regras a que devem obedecer a investigação, o fabrico, a comercialização,
a entrada em serviço, a vigilância e publicidade dos dispositivos médicos e respetivos
acessórios, transpondo para a ordem jurídica interna a Diretiva nº 2007/47/CE, do
Parlamento Europeu e do Conselho, de 5 de Setembro [95].
Após 21 de Março de 2010, data de entrada em vigor do Decreto – Lei, o de
fabrico e distribuição por grosso de dispositivos médicos, passa a estar sujeito a
notificação à autoridade competente e à obrigação de o interessado dispor de um
responsável técnico que assegure a qualidade das atividades desenvolvidas.
Também são estabelecidas pelas regras essenciais quanto à qualidade e
segurança no local onde no local onde se encontram instaladas as empresas em
exercício de atividade de fabrico e distribuição de dispositivos médicos, nomeadamente
a necessidade de adaptação das instalações e equipamento para garantir a manutenção
dos requisitos de segurança e desempenho dos dispositivos.
O organismo regulador notificado nos termos legais é obrigado a executar as
suas funções de acordo com os módulos de garantia de qualidade e de verificação da
conformidade para todas as classes de dispositivos, deve analisar a documentação da
conceção do dispositivo médico em causa, garantindo que o fabricante cumpre as
disposições aplicáveis, devendo a profundidade e extensão desta analise ser
proporcional à classe de risco do dispositivo.
Novidade de tratamento, o grau de intervenção, novidade tecnológica ou dos
materiais de construção e complexidade da conceção ou da tecnologia são fatores de
agravamento de risco. A intervenção do organismo pode ser efetuada pela análise,
72
tomando um exemplo representativo da documentação da conceção de um ou vários
tipos de dispositivos que estejam a ser fabricados, devendo as analises posteriores,
nomeadamente a avaliação de alterações de conceção que possam afetar a
conformidade com os requisitos essenciais, fazer parte integrante das atividades de
supervisão levadas a efeito pelo organismo notificado.
Os dispositivos médicos podem ser classificado em 4 tipos de classes de acordo
com a Diretiva nº 93/42/CEE. A classificação baseia-se na vulnerabilidade do corpo
humano, bem como o risco da conceção técnica e fabrico de dispositivos.
O dispositivo médico estudado nesta dissertação, sistema de encaixe, enquadra-
se na classe I, por se tratar de um sistema acessório das próteses de membros inferiores,
que não entra em contato direto com o paciente.
A subclassificação do sistema de encaixe encontra-se no Anexo IX da Diretiva e
Decreto-Lei já citados, e seguem os critérios de classificação dos dispositivos médicos
não invasivos, Grupo III, para os quais se enquadram nas seguintes regras de
classificação:
Regra nº 1: “Todos os dispositivos não invasivos pertencem à classe I, exceto no caso de
se aplicar uma das regras seguintes.”
As regras seguintes, nº 2, 3 do Anexo IX aplicam-se sobretudo a dispositivos que
se destinam à condução/transporte ou armazenamento de sangue, líquidos ou tecidos
corporais, líquidos ou gases com vista à perfusão, administração ou introdução no
corpo.
Ao sistema de encaixe também é aplicada a regra nº4 do Anexo IX:
Regra nº4: “Todos os dispositivos não invasivos que entrem em contacto com a pele
lesada pertencem à classe I, caso se destinem a ser utilizados como barreira mecânica,
para compressão ou para absorção de exsudados.”
Para a colocação no mercado, qualquer fabricante com residência ou sede em
Portugal que coloque dispositivos médico de classe I ou dispositivos feitos por medida
no mercado deve notificar a autoridade responsável. Caso não possua residência ou
sede em Portugal, o fabricante deve designar um mandatário único na União Europeia
para cada dispositivo que o represente com o objetivo de entidades responsáveis terem
a oportunidade de compreender e analisar todos os aspetos para perceber se as regras
e conformidades do dispositivo são legais.
73
Existem requisitos essenciais a ser ponderados e respeitos pelo fabrico na
conceção ergonómica para uma melhor otimização dos processos de produção, de
forma a produzir em maior quantidade com melhor qualidade de forma a oferecer mais
conforto e segurança ao paciente. Para tal, deve haver utilizadores com maior nível de
formação e conhecimento, primordialmente os utilizadores não profissionais, dando
enfâse às consequências da utilização indevida do produto e os seus efeitos adversos no
corpo humano [95].
O fabricante não deve utilizar substancias que possam comprometer a saúde dos
doentes, particularmente substâncias cancerígenas, mutagénicas ou tóxicas.
No caso dos dispositivos da classe I, o fabricante deve adotar o procedimento
referido no anexo VII do Decreto-Lei supra mencionado, no qual é necessária uma
declaração da CE de conformidade, garantindo a segurança e conforto dos utilizadores.
Os dispositivos devem ser concebidos e fabricados de forma que não
comprometam o estado clinico ou a própria segurança dos doentes e terceiros, sendo
ponderado que os riscos associados à utilização a que se destinam constituem riscos
aceitáveis em relação ao benefício proporcionado ao paciente [95].
Relativamente ao sistema de encaixe que se pretende desenvolver, durante a
conceção e fabrico do dispositivo é necessário ponderar a proteção contra riscos
mecânicos, como riscos relacionada com a resistência, estabilidade do sistema de
encaixe e dos componentes que o constituem e peças móveis.
Também é de extrema importância que o fabricante forneça todas as
informações essenciais para uma utilização adequada, permite um uso adequado e
eficaz, sem comprometer a segurança do paciente, do sistema nem de terceiros.
Portanto, o equipamento deve estar devidamente rotulado e acompanhado por um
manual de instruções, no qual deve constar todas as informações cruciais para um bom
desempenho, e em segurança, do dispositivo médico. No entanto, em dispositivos
médicos das classes I e IIa, folheto informativo pode ser dispensado caso a segurança de
utilização se mantenha sem instruções [95].
A APCER é um organismo de credita diversos produtos e empresas. Este assume
um papel crucial para o bom funcionamento e o sucesso das diferentes organizações,
74
num mercado cada vez mais competitivo e globalizado. A APCER posiciona-se como uma
parceira global nos negócios, que disponibiliza os seus serviços de certificação,
qualidade, auditoria & inspeção e educação & formação.
De acordo com a APCER, a certificação através da ISO 13485:2003 – Medical
Devices – Quality Management Systems – Requirements for Regulatory Purposes,
evidencia que uma organização possui a capacidade de fornecer dispositivos médicos,
bem como serviços adjacentes, que cumprem, de forma consistente, os requisitos dos
clientes e os requisitos regulamentares aplicáveis. Fundamentados pela norma ISO
9000, foram desenvolvidos referenciais orientados para o fabrico de dispositivos
médicos, que abrangem também requisitos específicos do sector. A certificação de
acordo com o referencial ISO 13485:2003 tem como objetivo facilitar a aplicação de
regulamentos e diretivas comunitárias [96].
A ISO 9999:2002 foca-se mais na ajuda técnica. Esta agrupa classes como
ortótese e próteses; tratamento clinico individual; ajudas para treino de capacidades e
cuidados pessoais e de proteção; ajudas para a mobilidade pessoal, e para cuidados
domésticos; mobiliário e adaptações para a habitação e outros locais; ajudas na
comunicação, informação sinalização; ajudas no manuseamento de produtos e
mercadorias, equipamento para melhorar o ambiente, ferramentas e máquinas; e
ajudas para a recreação [97].
O INFARMED, I.P., é uma autoridade competente da fiscalização, sob efeito do
presente decreto-lei e do exercício dos direitos, das obrigações e das competências que
a ordem jurídica comunitária confere às autoridades competentes dos Estados
membros, nos termos previstos na lei e nas normas comunitárias aplicáveis. O
INFARMED procede à fiscalização do cumprimento do disposto no presente decreto-lei
e na respetiva regulamentação, podendo também recorrer a serviços de terceiros [95].
75
3.7 Análise Crítica Os objetivos primordiais no desenvolvimento desta dissertação consiste em
compreender os atuais mecanismos de suspensão, as suas aplicações e falhas de forma
a definir um novo conceito de mecanismos de suspensão rápido e simples, respeitando
as necessidades do paciente.
Apesar de as investigações académicas terem reduzido, no sector comercial
estas continuaram, permitindo o desenvolvimento de sistema de suspensão mais
eficazes [92].
O mecanismo de suspensão e o encaixe rígido são os componentes protéticos
que influenciam diretamente na ligação entre o paciente e a sua prótese. O mecanismo
de encaixe deve assegurar uma ligação segura e confortável entre o paciente e a prótese
e reduzir os movimentos do membro residual dentro do encaixe rígido, como rotação e
movimentos verticais [69].
Dos mecanismos anteriormente mencionados, o sistema de pino de bloqueio é
o mais utilizado devido à sua simplicidade e rigidez de ligação, seguidamente são os
mecanismos de sucção e de vácuo, que oferecem uma suspensão baseada na exerção
de pressão negativa e de vácuo, respetivamente, sendo crucial a manutenção de um
ambiente hermético, e a necessidade de uma destreza manual para a sua preparação.
Estes mecanismos podem ser comparados em seis parâmetros importantes na
escolha do sistema de suspensão: o nível de atividade do paciente; o conforto que
proporciona; o seu desempenho; a forma como influencia no estado de saúde do
membro residual e a facilidade de uso.
Nível de Atividade
O mecanismo de pino de bloqueio sãos os mais adequados para primeiras protetizações,
amputados com mais idade e paciente com pouca mobilidade, com nível de atividade 1
ou 2. O mecanismo de sucção pode ser usado em todos os níveis de atividade. E o vácuo
é mais apropriado para níveis de atividade superiores, de 2 ao 4 [70] (consultar os níveis
de atividade nos anexos).
76
Conforto
O sistema de suspensão por vácuo ou por sucção têm obrigatoriamente uma total
superfície de contacto, que permite uma melhor distribuição da pressão ao longo de
toda a área superficial do encaixe. Esta distribuição permite uma maior sensação de
alívio dando uma maior sensação de conforto. Sendo que, o sistema de vácuo é o que
proporciona maior estabilidade e conforto ao membro residual. O pino de bloqueio é o
que apresenta menor conforto e o que dá liberdade para um maior movimento do coto
dentro do encaixe o que pode causar calos, bolhas e feridas [70].
Desempenho
O sistema de vácuo permite uma marcha mais suave e simétrica e com menor gasto
de energia. O pino de bloqueio preenche os requisitos mínimos para os amputados com
pouca atividade física, mas quando usados em amputados com mais atividade física
estes apercebem-se das falhas no controlo e na segurança deste sistema, como por
exemplo, em alguns sistemas existem rotação do pino de bloqueio e saída deste durante
a marcha. Apesar de o sistema de vácuo propiciar uma boa estabilidade, a suspensão
está totalmente dependente da manutenção do ambiente hermético, sendo que este é
colocado em risco quando o paciente exerce alguma atividade física mais pesada, uma
vez que pode romper a manga de isolamento [70].
Propriocepção
A bomba de vácuo gera uma pressão diferencial superior à obtida no sistema de
sucção. Alguns pacientes dizem que o sistema de vácuo é tão confortável e de tão fácil
controlo que é quase como ter a própria perna. O pino de bloqueio, uma vez que não
gera nenhuma pressão negativa, oferecer um menor nível de propriocepção [70].
Estado de saúde do membro residual
O sistema de vácuo verifica que existe uma maior hidratação e circulação
sanguínea do membro residual, o que permite a que possíveis feridas que apareçam
consigam cicatrizar mesmo usando a prótese. Para além disso, o sistema de vácuo
também ajuda a regular pequenas variações de volume da perna, enquanto o tecido
77
expande ou encolhe durante o dia. Assim sendo, o membro mantém o tamanho e a
forma durante todo o dia, o que ajuda a manter a consistência do seu desempenho.
Nos sistemas de suspensão de sucção ou de pino de bloqueio tende a existir
constrição de vasos sanguíneos, causando ao membro uma perda, em média de 10 a 14
% de volume devido à compressão que provoca a saída de fluidos para fora da perna.
Uma prótese que esteja muito apertada pela manhã vai provocar perdas durante
o dia. Se houver muito movimento dentro do encaixe o paciente vai sofrer de dores,
bolhas e feridas membro residual. Os movimentos repetitivos sujeitam o membro
residual a forças de impacto repetitivas [70].
Facilidade de uso
O sistema de pino é o mais rápido e simples, no entanto durante o dia, o paciente
poderá ter a necessidade de colocar ou retirar meias protéticas durante várias vezes ao
dia para compensar as variações de volume do membro residual.
Os mecanismos de sucção e vácuo requerem um maior tempo de preparação
desde a inserção do liner até à colocação da manga, bem como uma elevada destreza
manual. Contudo, as variações de volume de coto são menores. Sendo um ponto valioso
para amputados com um maior nível de atividade física [70].
As amputações devem-se, cada vez mais, a doenças vasculares, nomeadamente
diabetes. E, consequentemente, a faixa etária dos amputados é cada vez mais avançada
e com um nível de atividade e destreza manual menor. Por outro lado, a qualidade de
vida, e o cuidado em manter um estilo de vida saudável, aumenta a longevidade e a
exigência na escolha de componentes protéticos. Sendo por isso que o desenvolvimento
foca-se em sistemas simples, rápido e eficazes.
Desta forma, foi elaborada uma árvore de objetivos geral, figura 3.44, que se
enquadra no tipo de sistema de suspensão que se pretende obter.
O objetivo de assegurar a segurança da utilização do dispositivo é comum a
qualquer dispositivo sendo ainda mais, quando se trata de algo que contacta
diretamente o utilizador. Esta segurança tem de ser garantida com o equipamento em
modo estático e em modo dinâmico. O sistema de ligação entre o paciente e o membro
residual deve garantir que a ligação não falhe quer o utilizador esteja em repouso ou em
78
movimento. A rigidez, a estabilidade e a flexibilidade são considerados sub-objetivos
porque são importantes para a obtenção de um sistema de encaixe que seja funcional.
O objetivo produção é um outro objetivo comum a qualquer outro dispositivo,
tal como os sub-objectivos subjacentes componentes normalizados e baixo custo. O uso
de componentes normalizados ajuda implicitamente a que o sub-objetivo baixo custo
seja cumprido. Relativamente ao sub-objetivo baixo-custo passa pela escolha correta de
materiais; de processamento do sistema de encaixe porque este deve ser o mais
simplificado possível e com o menor número de alterações possíveis aos componentes
já comercializados, permitindo que não seja necessária mão-de-obra qualificada; o
processo tecnológico deste dispositivo deve sofrer um controlo de qualidade que
garanta um produto final com as características pretendidas sem prejuízos por falta de
qualidade.
Na conceção de um dispositivo é necessário ter em consideração a sua
rentabilidade. À qual estão subjacentes como sub-objectivos ser económico, possuir
uma manutenção simples e ainda a consciência ecológica
O sistema de encaixe deverá também estimular o utilizador para a realização
dessas mesmas funções, por isso é que estímulo é um objetivo a ser considerado. Os
sub-objectivos referem-se à sua funcionalidade, que é assegurar um encaixe entre a
meia e a prótese, à fácil montagem do sistema e também à estética em que um desenho
apelativo e harmonia em relação ao espaço em que vai ser usado são pontos a ser
considerados e que esteja ao alcance do campo de visão do utilizador. Este objetivo é
muito importante para a concepção do dispositivo tratado nesta dissertação. É também
necessário ter em consideração o manuseamento. Garantir que o dispositivo seja
manobrável, leve, de tamanho ajustável, para evitar o número de ajustes necessário por
parte do paciente, e que garanta uma boa performance da prótese, eliminando os
efeitos donning e doffing (movimentos verticais do membro residual dentro do encaixe
rígido), e boa locomoção do utilizador são todos os sub-objectivos necessários para
garantir um uso simplificado para o utilizador, uma das principais necessidades dos
utilizadores. Por fim, temos o objetivo conforto, é um dos mais importantes, sendo este
o fator que mais influencia no grau de satisfação dos pacientes.
79
O mecanismo que se enquadra melhor nos objetivos supra mencionados é o
mecanismo ALPS Lock S496-T, sendo por isso considerado como mecanismo de
referência no capítulo 4 – “Metodologia Adotada”.
Figura 3. 44 - Árvore de Objetivos Geral do mecanismo de suspensão.
Sistema de Encaixe
Seguro
Estático Rigidez
Dinâmico
Estabilidade
Flexibilidade
Produção
Componentes Normalizados
Baixo Custo
Materiais
Mão-de-obra
Processo Tecnológico
Rentável
Económico
Simples Manutenção
Ecológico
Estímulo
Estético
Design simplista
Harmonioso
Funcional
Locomoção
Fácil Manutenção
Fácil Operação
Manuseamento
Manobrável
Leve
Tamanho ajustável
Conforto
80
CAPÍTULO 4
Metodologia Adotada
O capítulo 4 define o estabelecimento de objetivos e uma estrutura de funções
de em forma de conclusão do estudo efetuado ao longo desta dissertação.
Neste presente capítulo é definido como modelo de referência o mecanismo de
suspensão ALPS Lock S496-T. Através deste foi elaborada uma árvore de objetivos,
estabelecidos requisitos, diagrama de funções que ajudou ao projetista concluir o que
se poderia alterar no modelo de referência de forma a obter um novo conceito de
sistema de encaixe rápido, simples e mais vantajoso-
Portanto, este capítulo compreende um conjunto de características que devem
estar presentes no conceito final, as diferentes soluções alternativas pensadas, a
comparação entre as mesmas e, por fim, a obtenção de um conceito final.
4.1 Abordagem da conceção e desenvolvimento do projeto
O arrancar deste projeto passa pela necessidade um novo produto que colmate
as necessidades que os atuais produtos comercializados apresentam. Os detalhes e as
variantes deste mesmo problema podem não ser facilmente percecionados, sendo este
o primeiro grande desafio do projetista.
A metodologia deste projeto engloba todos os procedimentos, técnicas e
ferramentas que o projetista utiliza para a concretização do mesmo.
4.1.1 Estabelecimento de objetivos – Árvore de objetivos
Em primeiro lugar, o projetista deve clarificar os objetivos. Estes mesmos serão
ao longo de todo o processo de conceção alvo de constantes mudanças consoante a
evolução do problema e, consequente, desenvolvimento de soluções. O uso de uma lista
percetível tanto para o cliente como para o projetista permite à conclusão mais rápida
de um acordo entre ambos. Sendo assim possível respeitar as expectativas do cliente e
os limites de projeção.
81
Para tal, existem métodos tais como, o da árvore de objetivos que, de forma clara
e concisa, realça os objetivos e os meios a atingir. Este mesmo método esquematiza
também a relação entre os diferentes objetivos. Diferenciar os vários níveis de objetivo
é o segundo desafio mais importante para o projetista. Com este método não se
pretende a obtenção de um resultado final, mas sim um meio que ajuda ao projetista
questionar e averiguar os objetivos alcançados tal como a constante mudanças destes
mesmos.
Assim sendo, o método de árvore de objetivo é uma ferramenta bastante útil
que permite expor de forma clara e intuitiva os objetivos, permite ainda realçá-los e
apresentar muitos para os atingir, bem como mostrar através de um diagrama, o modo
como os objetivos estão relacionados entre si e a hierarquia entre os objetivos e sub-
objetivos [98].
Após a pesquisa e ponderação sobre o estudo feito obteve-se o diagrama
ilustrado na figura 4.1, uma árvore de objetivos mais refinada e mais focado no objetivos
mais importantes. No presente esquema é possível averiguar que os principais objetivos
são funcionalidade, simplicidade, conforto e baixo custo.
Um sistema de suspensão deve possuir funcionalidade operativa, ou seja,
capacidade em assegurar a ligação entre o amputado e a sua prótese de forma a
executar a marcha com sucesso e com segurança. Para tal é importante que o sistema
proporcione risco reduzido a nulo de possíveis falhas.
A simplicidade na montagem, na manutenção, no fabrico e na operação é um
dos parâmetros mais importantes. Os pacientes amputados são, na sua maioria, pessoas
de idade avançada que para além de dificuldades de locomoção também apresentam
maior dificuldade em termos de adaptação e aprendizagem. De facto, quando são
apresentados mecanismos novos e mais complexos, a taxa de rejeição por parte dos
pacientes é maior. A simplicidade irá diminuir barreiras e complicações entre sistema e
utilizador e também entre sistema e profissional de saúde.
Para além da segurança e simplicidade, é importante que o sistema seja
confortável quer durante o seu uso para que o paciente e na forma como utiliza,
servindo ao paciente como estímulo para o uso da prótese.
O baixo custo, quer durante o processo de fabricação, como para o consumidor
são sempre um fator presente na conceção de um novo conceito. Para tal, é importante
82
que o mecanismo possua reduzido número de componentes e que os mesmos
apresentem, também, baixo preço.
A perda total ou parcial de um membro causa muitas mudanças, não só físicas
como psicológicas e, cada vez mais, os pacientes amputados pertencem a grupos de
idades mais avançadas, ou seja, apresentam níveis de atividade mais baixos e também
maior dificuldade de aprendizagem e de adaptação. A simplicidade, segurança e
conforto são objetivos bastante importantes, para além de estimularem o paciente a
usar a sua prótese, estes irão ajudar a obter um sistema acessível tanto para amputados
com mais dificuldades físicas e de adaptação, como para amputados protetizados pela
primeira vez. Um sistema de baixo custo tornará a sua aplicação mais atrativa, uma vez
que, tal como mencionado anteriormente, a maioria dos pacientes amputados são de
idades avançadas e com níveis de atividade baixos.
Figura 4. 1 - Árvore de Objetivos.
4.1.2 Estabelecimentos de funções
O estabelecimento de funções e esquematizar em forma de diagrama permite a
refinação do projeto, complementando o método de estabelecimento de árvore de
objetivos. Este método permite uma análise mais focada na funcionalidade do conceito
Sist
ema
de
Enca
ixe
Funcionalidade
Operativa
Segurança
Simplicidade
Montagem
Manutenção
Fabrico
Fácil Operação
Conforto
Baixo Custo
Reduzido número de componentes
Baixo custo de componentes
83
a desenvolver, no qual é definida uma função global, que só é bem executada se todas
as suas subfunções forem cumpridas.
Este método inicia com a sua função global, comummente denominada como
“caixa negra”, ilustrada com um diagrama de blocos, que converte apenas entradas em
saídas e as subfunções estão relacionadas entre si. É a execução destas mesmas que vai
ditar o sucesso da função global. Com este diagrama as funções são identificadas mais
rapidamente, apresentando-se pela ordem de acontecimentos, bem como o limite
conceptual das mesmas, atingindo-se o tal balizamento. Esta fase ajuda o projetista ter
uma melhor perceção do caminho a percorrer para a obtenção de um conceito final [98].
Quando um amputado está a preparar-se para colocar a prótese, é importante
garantir uma boa suspensão da prótese, para que este consiga concretizar marcha com
estabilidade e segurança, para que a prótese não se solte do membro residual. O
diagrama da figura 4.2 esquematiza o processo geral de preparação para o amputado
colocar a sua prótese.
Figura 4. 2 - Esquema de etapas gerais de preparação do amputado para colocar a sua prótese: Estrutura de subfunções.
Neste diagrama a função geral é a de colocação da prótese, no qual existe um
cuidado de limpeza diária por parte do amputado e uma metodologia adequada para a
inserção do liner de forma a acomodar corretamente todo o membro residual e em
especial os tecidos moles, nesta metodologia destaca-se as subfunções: “virar o liner do
avesso”, “colocar o mesmo na parte distal do membro residual e desenrolá-lo ao longo
do mesmo”, por fim posicionar o liner dentro do encaixe e “ligar efetivamente o
84
amputado à sua prótese, através do mecanismos de suspensão”. Como já anteriormente
mencionado, será nesta ultima subfunção que o diagrama de funções se irá focar.
Existem vários tipos de mecanismos de suspensão, de entre os quais destacam-
se os de pino de bloqueio, vácuo e sucção. O mecanismo de pino de bloqueio é o
mecanismo mais simples e mais rápido e o que abrange uma maior gama de amputados,
para além de que é o mais adequado para uma primeira protetização. Os restantes
meios de suspensão mais utilizados, como a membrana de isolamento, sucção e vácuo,
são mais complexos e mais restritos em relação ao tipo de amputados para os quais são
adequados, uma vez que requerem mais tempo de preparação, maior força e/ou
destreza manual.
Portanto, de entre os vários mecanismos de suspensão e tendo em conta a nossa
árvore de objetivos, vai ser utilizado como modelo de referência o mecanismo de
suspensão pino de bloqueio, mais especificamente, o mecanismo de bloqueio
orientado, que é um dos tipos de mecanismos de pino que garante mais segurança ao
paciente, o modelo ALPS Lock S496-T, figura 4.3.
Figura 4. 3 - Modelo ALPS Lock S496 - T.
Este mecanismo ilustrado na figura 4.3 permite ao paciente controlar a inserção
do pino de dente “serralhado” no alojamento através do botão de acionamento que se
encontra na periferia. Propiciando uma maior sensação de segurança e, também, um
melhor bloqueamento do pino de dente “serralhado”, figura 4.4. No momento em que
o paciente desejar retirar a prótese, basta pressionar o botão de acionamento que usou
para rodar e o pino de dente “serralhado” ficará livre e poderá sair do alojamento.
85
Figura 4. 4 - Pino de dente "serralhado" [99].
Desta forma, foi elaborado um diagrama de funções, figura 4.5, focado no
mecanismo de pino de bloqueio, cuja função global foca-se na “ligação do amputado à
prótese”. Contudo o sucesso desta função global está dependente da realização bem-
sucedida das seguintes sub- funções: (1) “inserir o membro residual dentro do encaixe”;
(2) “alinhar o pino de dente “serralhado” em relação ao alojamento”; (3) “inserir o dente
“serralhado” na entrada do alojamento”; (4) “rodar o botão de acionamento e puxar o
pino de dente “serralhado” para dentro do alojamento” e, por fim, (5) “bloquear o pino
de dente “serralhado”.
Figura 4. 5 - Diagrama de funções do mecanismo de pino de bloqueio orientado.
Apesar de ser um mecanismo que proporciona ao paciente uma maior segurança
devido à opção de rodar o botão a puxar o pino para dentro do alojamento o paciente
sente sempre dificuldade em executar um bom alinhamento do liner e,
consequentemente, do pino de dente “serralhado” para o alojamento.
Para a concretização da ligação do paciente à prótese, o paciente deve inserir
membro residual (subfunção 1). Neste momento, o amputado perde o pino de dente
“serralhado” no seu campo de visão. E, por este motivo, o paciente antes de conseguir
inserir o pino de dente “serralhado” no alojamento acaba por sofrer numa serie de
86
tentativas mal sucedidas, em que o pino de dente “serralhado” bate nas paredes laterais
do alojamento ou na parte distal do encaixe, que magoam o membro residual e a longo
termo o pino de dente “serralhado” sofrerá deformações, tornando-se impossível a sua
inserção dentro do alojamento. Consequentemente também provoca um aumento de
consumo de tempo. Uma das alternativas que os técnicos usam é a realização de um
furo na parte distal do encaixe para que o paciente consiga com a sua própria mão
alinhar o pino de forma a entrar corretamente no alojamento, contudo para paciente
com pouca destreza manual não é eficaz. Assim que o pino esteja corretamente
alinhado, este é inserido no alojamento e fixado.
O modelo ALPS Lock S496-T é composto 6 componentes mecânicos, figura 4.6,
que no seu conjunto compõem as duas funcionalidades fulcrais neste mecanismo, o de
rodar o pino de dente “serralhado” para dentro do alojamento e o de bloqueamento do
pino de dente “serralhado”.
Figura 4. 6 - Modelo ALPS Lock S496 - T desmontado.
Tal como se pode observar na figura 4.6, este mecanismo compreende um
alojamento (1), uma roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado (2), um
rolamento “especial” de movimento unidirecional da INA modelo HFL 0822 (pois possui,
no seu interior, uma pista de agulhas que funcionam como embraiagem 3) incorporado
no parte roscada do suporte roscado (4), uma mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à
compressão sem as suas extremidades afagadas (5) e um botão de acionamento (6).
Assim que o pino é inserido no alojamento, os dentes do pino de dente
“serralhado” deverão alinhar com os dentes da roda cilíndrica de dentado reto exterior
normalizado, e assim o paciente pode rodar o botão de acionamento, no sentido dos
ponteiros do relógio, que solidariamente fará rodar a roda dentada, tal como
1 2 3 4 5 6
87
esquematizado na figura 4.7, e desta forma “puxar” o pino de dente “serralhado” para
dentro do alojamento. Caso o paciente prefira, pode exercer pressão e assim induzir
movimento da roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado e o pino de dente
“serralhado” entrar.
Figura 4. 7 - Representação esquemática da roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado, corretamente alinhada com o pino de dente “serralhado”, a rodar no sentido dos ponteiros [100].
Esta roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado possui movimento
unidirecional, no sentido dos ponteiros do relógio, impedindo, por total, o movimento
no sentido inverso e consequente saída do pino. Tal acontece devido à justaposição com
um rolamento “especial” de movimento unidirecional, figura 4.8. É um rolamento da
INA, modelo HFL 0822, composto 3 carreiras de rolamentos, no qual a carreira do meio
é a responsável pelo movimento unidirecional, uma vez que encrava o movimento no
sentido contrário [101]. Efetuando uma fixação eficaz do pino de dente “serralhado”
(subfunção 5).
Figura 4. 8 - Rolamento da INA, modelo HFL 0822, presente no mecanismo [101].
No momento em que o paciente desejar retirar a prótese, este deve apenas
pressionar o botão de acionamento, figura 4.9 a, a roda cilíndrica de dentado reto
exterior normalizado deixará de estar em contacto com o pino, uma vez que se desloca
longitudinalmente no eixo dos xx e assim o pino de dente “serralhado” poderá sair do
88
alojamento. A roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado está em justaposição
com uma mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão que, para além de permitir
que a roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado se desloque (figura 4.9 a),
permite também este volte à posição inicial assim que o botão de acionamento não
esteja sob pressão (figura 4.9b).
Figura 4. 9 - (a) Botão pressionado (b) estado inicial.
4.1.3 Requisitos
Após a definição de objetivos e respetivas funções, elementos chave para a
conceção de um novo conceito, é necessário também delimitar e definir os requisitos
pretendidos para a obtenção de um conceito final.
Neste capítulo serão definidos os parâmetros necessários para uma melhor
conceção do mecanismo. Estes serão definidos de forma a prevenir problemas
conceptuais, como dimensões inadequadas, custo e/ou número de componentes
presentes no mecanismo. A solução alcançada é considerada satisfatória quando reúne
todos os requisitos entendidos considerados importantes no novo conceito.
A esta etapa dá-se o nome de método de especificação de desempenho, em que
estas são essenciais para definir o nível de desempenho do produto pretendido [98].
Os requisitos que o componente deve respeitar são os seguintes:
(i) A altura de construção deve ser a mais baixa possível, tendo como limite
máximo 44 mm (altura de construção do modelo ALPS Lock S496 - T);
(ii) Garantir que o mecanismo seja viável para todo o tipo de pacientes, até aos
110 kg e com todos os níveis de atividade;
(iii) Garantir que seja um mecanismo adequado para uma primeira protetização;
(a) (b)
89
(iv) Não alterar a estrutura padrão do liner, nem do encaixe;
(v) Garantir um acoplamento simples, rígido e seguro;
(vi) Garantir que haja um bom alinhamento do pino até ao alojamento;
(vii) Manter o sistema de atravancamento do sistema de pino de bloqueio
orientado;
(viii) Garantir simplicidade e fácil preparação, especialmente para os pacientes
com pouca destreza manual;
1. Dimensionamento total do dispositivo: as suas dimensões são bastante
importantes para perceber se este componente se enquadre perfeitamente nas
atuais próteses, sem que prejudique ou interfira com o desempenho dos
restantes componentes.
2. Materiais escolhidos: os materiais selecionados para a produção de
componentes devem ser resistentes para o suporte de peso do paciente, devem
também apresentar baixo peso para não interferir com o equilíbrio da marcha.
3. Mecanismo simples e de fácil utilização: para que seja fácil a sua montagem e
utilização profissional e pelo utilizador.
4. Multifuncional, isto é, o novo conceito de mecanismo de suspensão deve
permitir tanto facilmente a ligação do amputado à sua prótese, como a
separação entre os mesmos.
5. Seguro e funcional: duas características importantes que o novo conceito deve
possuir de forma a propiciar uma locomoção confiante, segura e o mais natural
possível.
4.1.4 Estabelecimento de novas subfunções
O estabelecimento de novas funções permitirá ao projetista clarificar quais a
subfunções que o conceito final deverá realizar de modo a função global seja cumprido,
possibilitando um melhor refinamento do projeto. Tal como anteriormente
mencionado, no subcapítulo “Estabelecimento de Funções”, este método consiste na
90
definição de uma função global e um conjunto de subfunções que estão subjacentes à
realização função global [98].
Analisando o diagrama ilustrado na figura 4.5, o problema do sistema consiste
no alinhamento do pino de dente “serralhado” para a entrada deste no alojamento. Esta
subfunção é crucial para o correto funcionamento do restante sistema. Um alinhamento
mal sucedido irá, como mencionado no tópico 4.1.2, provocar sofrimento ao paciente,
deformação do pino de dente “serralhado”, da entrada do alojamento e maior consumo
de tempo de preparação.
Portanto, foi elaborado um novo diagrama de funções, figura 4.10, cuja função
global mantém-se, “ligação do amputado à prótese” e as subfunções adjacentes são (1)
“inserir o membro residual”; (2) “guiar o elemento fixador para o alojamento”; (3)
“inserir o elemento fixador dentro do alojamento”; (4) “Bloquear o elemento fixador”.
Figura 4. 10 - Diagrama de novas subfunções.
Ao analisar o diagrama com novas subfunções, figura 4.10, averigua-se algumas
alterações em relação ao diagrama de funções anteriormente estabelecido,
esquematizado na figura 4.5. No entanto, é importante referir que a função global é
igual nos dois diagramas.
Neste novo diagrama o paciente deverá inserir o membro no encaixe (1),
seguidamente, surge uma nova subfunção, “guiar o elemento fixador” (2). Esta permitirá
que o elemento fixador, ao longo da inserção do membro residual com o liner seja
91
corretamente alinhado e guiado para a sua entrada do alojamento, que tal como no
diagrama anterior, se encontra na parte distal do encaixe. Desta forma, o elemento
fixador consegue ser inserido corretamente no alojamento sem que haja situações de
embate do elemento fixador nas bordas do alojamento. Seguidamente, o elemento
fixador deverá ser inserido no alojamento, que pode ser sob pressão exercida pelo
paciente ou então através do auxílio de ferramenta/componentes como é o caso do
modelo ALPS Lock S496 – T (diagrama da figura 4.5, a subfunção equivalente é a “rodar
o botão para inserir o elemento fixador no alojamento”). Para finalizar, o elemento
fixador deve ser atravancado para impedir a sua saída do alojamento e, naturalmente,
desconexão entre o amputado e a prótese, sem que o paciente o deseje.
Portanto, afere-se que o conceito final seja um sistema composto por um
guiamento e um sistema de atravancamento, que em conjunto permitam uma
suspensão simples, rápido e eficaz.
4.1.5 Mapa Morfológico
A criação de soluções é uma etapa essencial no processo de conceção,
permitindo a apresentação de propostas inovadoras.
O método de mapa morfológico permite explorar novas alternativas, desde pré-
conceitos totalmente novos, como reexplorar e reorganizar conceitos já existentes.
Estas diferentes combinações podem ser selecionadas diretamente de um mapa
morfológico, no qual estão apresentadas todas as soluções pensadas.
Para a elaboração de um mapa morfológico é necessário proceder a uma
listagem das funções essenciais do produto e uma listagem dos meios para os quais cada
subfunção poderá ser alcançado. Este mapa é esquematizado em forma de tabela, na
qual a primeira coluna da esquerda consta a listagem das subfunções e em cada linha
consta a listagem de meios para realização da subfunção em questão. Após esta listagem
e total análise de todas as propostas obtém-se a(s) melhor(es) combinação(ões).
O mapa morfológico, tabela 4.1, compreende as seguintes subfunções: “guiar o
elemento fixador”; “inserir o elemento fixador no alojamento” e “fixar o sistema”.
92
Desta forma, é possível observar que foram pensadas algumas soluções para
cada uma das subfunções. Desta forma, para a subfunção “guiar o elemento fixador”
temos as seguintes três propostas:
Subsolução (i): O paciente guia o pino de dente “serralhado” ao mesmo
tempo que insere o membro residual dentro do encaixe rígido.
Subsolução (ii): aplicação de cilindros telescópicos para o guiamento do
elemento fixador.
Subsolução (iii): aplicação de um mecanismo de fio retráctil para o guiamento
do pino de dente “serralhado”.
Subsolução (iv): O paciente guia elemento fixador, o disco circular, ao mesmo
tempo que insere o membro residual no encaixe
Para subfunção“ inserir o elemento fixador no alojamento” foram apresentadas
as seguintes subsoluções:
Subsolução (v): Colocação do pino de dente “serralhado” através da
aplicação de pressão.
Subsolução (vi): Aplicação de um elemento fixador em forma de disco
circular sob pressão.
Subsolução (vii): Aplicação de cilindros telescópicos no alojamento para
o guiamento e atravancamento do pino de dente “serralhado”.
Subsolução (viii): Consiste num furo na parte distal do encaixe, de modo
a que o paciente consiga alinhar com a própria mão, solução alternativa
criada pelos profissionais comummente utilizada.
Subsolução (ix) : Aplicação de um sistema de recolha de fio para o
guiamento do pino de dente “serralhado” ao longo do encaixe rígido da
prótese.
Por fim, para a última subfunção “fixar o sistema”:
Subsolução (x): Aplicação do mecanismo presente no modelo ALPS Lock
S496 –T , já anteriormente descrito.
Subsolução (xi): Sistema de fixação do disco circular.
Subsolução (xii) : Sistema de bloqueio com botão de acionamento para o
sistema de cilindros telescópicos.
93
Analisando o mapa morfológico, tabela 4.1, é possível averiguar em:
1. Todas as sub-soluções apresentam como elemento fixador o pino de dente
“serralhado”, exceto as sub-soluções (iv), (vi) e (xi) que possuem um disco
circular;
2. Todas as sub-soluções apresentadas neste mapa morfológico são puramente
mecânicas, de uso simples e que conferem uma suspensão rígida;
3. Analisando o mapa morfológico, para a subfunção “guiar o elemento fixador”
existe um maior foco na parte proximal e central do encaixe, na subfunção
“inserir o elemento fixador no alojamento” na parte distal e na entrada do
alojamento e por fim, na última subfunção “ fixação do sistema “ no alojamento
do sistema;
4. A sub-solução (i) é comummente utilizada pelos pacientes utilizados, tal como a
solução (viii);
5. A subsolução (x) é do modelo ALPS Lock S496 – T, em que o guiamento do
elemento fixador, mais especificamente, pino de dente “serralhado” é feito pelo
próprio paciente, como esquematizado na sub-solução (i);
6. As sub-soluções (ii), (vii) e (xii) são soluções que combinam;
7. As sub-soluções (iii), (ix) e (x) combinam;
8. As sub-soluções (iv), (vi) e (xi) combinam.
94
Tabela 4. 1- Mapa Morfológico
Subfunções Listagem de sub soluções
Guiar o elemento fixador
(i) (ii) (iii) (iv)
Inserir o elemento fixador dentro do alojamento
(v) (vi) (vii) (viii) (ix)
Fixar o sistema
(x)
(xi)
(xii)
95
4.1.6 Descrição e Análise das diferentes soluções alternativas
É pretendido um sistema de encaixe simples, funcional, seguro e confortável. É
importante que o paciente se sinta seguro e confortável para que se sinta estimulado a
usar a sua prótese e que consiga executar a marca de forma mais natural e confiante
possível.
Através do mapa morfológico obteve-se as seguintes soluções alternativas:
solução alternativa 1 resultante da combinação das sub-soluções (ii), (vii) e (xii); solução
alternativa 2 resultante da combinação das sub soluções (iii), (vii) e (x) e, por ultimo, a
solução alternativa 3 resultante da combinação entre as sub-soluções (iv), (vi) e (xi).
Serve este subcapítulo para analisar e descrever as soluções alternativas obtidas.
Solução Alternativa 1 – Guiamento por cilindros telescópicos
Esta solução resulta da combinação da sub-soluções (ii), (vii) e (xii). Os cilindros
telescópicos permitem mudar o local de engate do elemento fixador, o pino de dente
“serralhado”, para a zona proximal do encaixe rígido, ficando facilmente ao alcance do
paciente.
Figura 4. 11 - Ilustração representativa da solução alternativa 1, recolha concêntrica dos cilindros telescópicos (a) e fixação dos cilindros telescópicos na zona distal do encaixe (b).
(a) (b)
1
2
3
4
5
6
7
8
96
Legenda: 1 – Encaixe rígido; 2 –Liner; 3 – elemento fixador, pino de dente “serralhado”;
4 - botão de acionamento; 5 – alojamento; 6- cilindro telescópico de maior altura; 7 –
Cilindros telescópicos recolhidos concentricamente; 8 – Corpo tubular.
Esta é composta, tal como de pode analisar na figura 4.11, por cilindros
telescópicos, no qual o de menor diâmetro possui uma altura maior que os restantes
que realizam o guiamento do pino e o botão de acionamento que em justaposição com
um linguete irá fixar os cilindros telescópicos totalmente recolhidos.
Nesta solução, os cilindros telescópicos são elevados até à zona proximal do
encaixe rígido da prótese. Seguidamente, é efetuado o acoplamento entre o pino de
dente “serralhado” e o cilindro telescópico, de menor diâmetro. Sob alguma pressão,
todos os cilindros telescópicos recolhem concentricamente até à zona distal do encaixe
rígido, figura 4.11a, e o seu bloqueio é feito sob um botão de acionamento em
justaposição com um linguete que irá encaixar no orifício do último cilindro, por sua vez
com maior altura de construção, tal como se pode ver na figura 4.11b.
A aplicação de cilindros telescópicos em mecanismos de suspensão de próteses
de membros é um conceito totalmente inovador e que para além de mudar o local de
engate do elemento fixador, permitirá simultaneamente o guiamento rígido do pino de
dente “serralhado” até à parte distal do encaixe, local onde de se encontra o
alojamento.
Solução Alternativa 2 – Bloqueio orientado e guiado
A solução alternativa 2, figura 4.12, é o resultado da combinação das sub
soluções (iii), (ix) e (x). Consiste na combinação do mecanismo de fixação presente no
modelo ALPS Lock S496 – T com um mecanismo de guiamento do elemento fixador, o
pino de dente “serralhado”.
97
Figura 4. 12 - Ilustração representativa da solução alternativa 2. Guiamento do pino de dente “serralhado” ao longo da inserção do membro residual no encaixe rígido (a) e fixação do sistema (b).
Legenda: 1 – encaixe rígido; 2 – liner; 3 – pino de dente “serralhado”; 4 –fio guiador; 5 –
alojamento; 6 – mecanismo de recolha de fio; 7 – corpo tubular.
O mecanismo de guiamento do fio consiste num mecanismo de corda retrátil,
permitirá engatar o elemento fixador ao fio na zona proximal do encaixe, ou seja, ao
alcance do campo de visão do paciente e no seu alinhamento até ao alojamento. Assim
que o elemento fixador chegar à parte distal do encaixe, este irá ser inserido através da
rotação do botão acionamento que solidariamente fará a roda cilíndrica de dentado reto
exterior normalizado e o pino de dente “serralhado”, devidamente alinhado, entrará no
alojamento e bloqueado. A roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado está
em justaposição com o rolamento especial de movimento unidirecional, que apenas
roda no sentido dos ponteiros do relógio, permitindo o elemento fixador entrar no
alojamento e não a sua saída. Para que seja desbloqueado, é necessário pressionar o
botão de acionamento e desta forma, a roda cilíndrica de dentado reto exterior
normalizado irá deslocar-se longitudinalmente nos eixos dos xx, deixando o pino de
dente “serralhado” livre para sair do alojamento. O paciente puxa o membro residual
(a) (b)
1
2
3
4
5 6 7
98
para o exterior do encaixe, desconecta o pino de dente “serralhado” do fio e desta forma
estará totalmente livre da prótese.
As suas principais vantagens concentram-se no guiamento do elemento fixador,
e na sua composição ter componentes normalizados já utilizados no modelo ALPS Lock
S496-T.
Solução Alternativa 3 – disco
A solução alternativa três é composta pelas sub soluções (iv), (vi) e (xi), figura
4.13. Esta solução apresenta um elemento fixador em forma de disco e fixação do
sistema é feita por um conjunto combinado de barras e mola. Nesta solução alternativa
o paciente guia o elemento fixador, figura 4.13 a.
Figura 4. 13 - Ilustração representativa da solução alternativa 3. Guiamento do disco “serralhado” ao longo da inserção do membro residual no encaixe rígido (a) e fixação do sistema (b).
Legenda: 1 – Encaixe rígido; 2 – Liner; 3- Elemento fixador, disco circular; 4 – Sistema de
fixação; 5 – Alojamento; 6 – corpo tubular.
1
2
3
4
5
6 (a) (b)
99
No instante em que o disco circular chega à zona distal do encaixe e sob pressão
do disco circular as barras vão afastar-se, figura 4.13b, para a entrada do disco circular
dentro do alojamento. Este mecanismo pode ser equiparado ao mecanismo de um freio
ilustrado na figura 4.14, no qual as superfícies figuradas no sistema da solução 3 seriam
as barras laterais que são responsáveis pela fixação e pela correta colocação no interior
do alojamento [102]. Para o desencravamento, o paciente deve exercer uma força
exterior superior à força da mola que compõem o sistema e desta forma permitir a
libertação do sistema.
Figura 4. 14 - Representação esquemática de um freio [102].
4.2 Análise de Soluções Neste capítulo será feita uma análise crítica e comparativa das soluções
alternativas obtidas do mapa morfológico de forma a obter um conceito final.
4.2.1 Análise comparativa entre as três soluções
Pretende-se como conceito final um sistema de encaixe simples, fácil, funcional
e seguro. Um sistema que seja adequado para todos os tipos de amputados.
As diferentes soluções alternativas apresentam vantagens e desvantagens em
relação ao que é pretendido. Serve este presente capítulo para a clarificação de todas
as suas características.
Os parâmetros selecionados para a comparação das soluções alternativas
obtidas foram “simplicidade de uso”; “segurança”; “guiamento”; “capacidade de
adaptação à prótese”; “atratividade”; “ergonomia” e “inovação”.
100
Pretende-se um sistema de encaixe que seja de utilização simples, rápido, seguro
e confortável para os utilizadores para os utilizadores. Um sistema que seja adequado
para pacientes com alguma incapacidade física e, também fragilidade emocional que
dificultam todo o processo de adaptação.
Todas as soluções apresentadas são soluções simples que não requerem elevada
destreza manual por parte dos pacientes, nem muito tempo de preparação, sendo
soluções convenientemente rápidas e simples. As soluções 1 e 2 destacam-se na
simplicidade porque proporcionam ao paciente a possibilidade de engatar elemento
fixador, o pino de dente “serralhado”, na zona proximal do encaixe rígido da prótese.
Tornando o processo muito mais fácil e simples aos pacientes devido ao fácil acesso ao
local de engate do elemento fixador. A solução 3 é de uso simples também, mas como
o seu local de inserção do elemento fixador é na zona distal do encaixe, dificultando
todo o processo de fixação do sistema, no entanto, apresenta o elemento fixador em
forma de disco circular, o que permite uma maior área de secção de encaixe, auxiliando
a uma inserção no alojamento, mas como este se encontra fora do alcance de visão do
paciente, ao contrário das outras soluções, é mais propício a implicações e obstáculos.
A presença de mecanismo de guiamento nas soluções 1 e 2 torna-as em soluções
mais ergonómicas que a solução 3. A solução 2 apresenta-se como uma solução mais
ergonómica devido à flexibilidade do fio de guiamento. A solução 1 recorre a cilindros
telescópicos que oferecem um guiamento mais rígido e consequentemente menos
ergonómico que a solução 1.
As soluções alternativas apresentam mecanismos de fixação eficazes
hipoteticamente, uma vez que são soluções meramente teóricas. No entanto, a solução
2 é constituída por um mecanismo de fixação já aplicado no modelo ALPS Lock S496-T,
modelo de referência neste trabalho, e por consequência a sua segurança não é
meramente hipotética mas sim real.
Em termos de adaptabilidade às próteses atualmente existentes, a solução 2
volta a superar as restantes soluções alternativas ponderadas. Esta solução é que menos
alterações provoca na estrutura padrão da prótese de membros inferiores, sendo
também a que apresenta o conceito menos inovador e diferente que as soluções 1 e 3.
As soluções 1 e 3 apresentam conceitos mais inovadores, e totalmente diferentes dos
sistemas de encaixe atualmente utilizados, e consequentemente, apresentam uma
101
maior dificuldade de adaptação por parte das atuais próteses de membros inferiores. A
solução 1 requer uma maior altura de construção do alojamento e a solução 3 requer
reestruturação total do alojamento, tornando-o numa estrutura bastante mais
complexa, com sistema de barra incorporado ligadas por mola.
Para uma melhor clarificação e comparação entre as soluções alternativas, foi
elaborada uma tabela 4.2, na qual são comparadas através de parâmetros selecionados
classificados entre o “muito mau” e o “muito bom”, e seguidamente foram realizados
os somatórios parciais e totais para cada solução. O resultado final decidirá a solução
que melhor se enquadra dentro dos objetivos e requisitos anteriormente definidos.
Toda a avaliação foi feita de forma hipotética, uma vez que não existem modelos
físicos das soluções alternativas, impossibilitando a realização de testes e/ou estudo de
situações reais.
Tabela 4. 2 - Comparação entre as soluções alternativas obtidas.
Solução 1 Solução 2 Solução 3
Simplicidade de uso +++ +++ ++
Segurança + +++ +
Guiamento +++ +++ -
Capacidade de adaptação à prótese - - - +++ --
Atratividade + +++ +
Ergonomia +++ +++ +
Inovação +++ - +++
Total + 14 18 8
Total - 3 1 3
Total 11 17 5
Legenda da tabela: “+++” Muito bom,”++”Bom, “+” suficiente, “─” Insuficiente; “─ ─” Mau; “─ ─ ─” Muito mau
A tabela 4.2 permite concluir que a solução 2, sistema de bloqueio orientado e
guiado é a melhor solução de entre as soluções alternativas, sendo a que, de forma
102
geral, tal como se pode observar na tabela, melhor se enquadra nos objetivos, funções
e requisitos pré-estabelecidos.
A solução 1 requer uma altura de construção superior, impossibilitando a sua
adaptação a próteses de membros inferiores e a solução 3 é a solução menos
ergonómica de todas. Apesar de estas apresentarem um conceito de inovação superior
à solução 2, não se enquadram na totalidade dos objetivos e requisitos pré-
estabelecidos como a solução 2.
4.2.2 Comparação entre a melhor solução alternativa e o modelo ALPS Lock S496-T
Neste subcapítulo será feita uma comparação entre a solução ideal com a
solução atualmente existente no mercado, no tópico 4.1.2. Estas duas soluções
apresentam o mesmo sistema de fixação. A diferença consiste na presença de um
sistema de corda retrátil que permitirá o guiamento do elemento fixador, o pino de
dente “serralhado” no mecanismo da solução 2, sistema de bloqueio orientado e guiado.
Desta forma, a solução alternativa de bloqueio orientado e guiado, permite uma
melhor concretização do acoplamento entre o amputado e a prótese. O guiamento do
pino de dente “serralhado” permitirá um bom alinhamento deste em relação ao
alojamento, evitando situações de embate nas paredes exteriores do alojamento, que
magoam o amputado, deformam o pino de dente “serralhado” e aumenta o tempo de
consumo de preparação, que sucedem quando é aplicado o modelo ALPS Lock S496-T.
A principal vantagem da solução alternativa é o facto de se acrescentar uma nova
funcionalidade, guiamento, sem alterar a eficiência do sistema de fixação. Na tabela 4.3
é possível feita a comparação entre os dois sistemas segundo os seguintes parâmetros:
“simplicidade de fabrico”; “eficiência de bloqueio”; “guiamento” do elemento fixador;
“simplicidade de uso”; “ergonomia”; “multifuncionalidade”; “atratividade”;
“segurança”; “conforto” e “fiabilidade”.
103
Tabela 4. 3 - Comparação entre a solução alternativa e o modelo ALPS Lock S496 -T.
Solução alternativa Modelo ALPS Lock S496 -T
Simplicidade de fabrico ++ +++
Eficiência de bloqueio +++ +++
Eficiência de desbloqueio +++ +++
Guiamento +++ -
Simplicidade de uso +++ +++
Ergonomia +++ ++
Multifuncionalidade +++ ++
Atratividade +++ +++
Segurança +++ +++
Conforto ++ +
Fiabilidade ++ +++
Total + 30 26
Total - 0 1
Total 30 25
Legenda da tabela: “+++” Muito bom,”++”Bom, “+” suficiente, “─” Insuficiente; “─ ─” Mau; “─ ─ ─” Muito mau
Após a análise da tabela 4.3, é possível concluir que a solução 2 apresenta-se
como uma solução mais completa e mais adequada aos objetivos, funções e requisitos
estabelecidos que o modelo comercial ALPS Lock S496 –T.
O mecanismo de fixação de sistema é exatamente igual ao modelo ALPS Lock
S496 –T, sendo os dois sistemas igualmente eficazes na fixação da prótese ao membro
residual.
Contudo, o sistema de guiamento incorporado nesta solução alternativa 2 torna
o sistema mais ergonómico, simples e atrativo para o amputado usar, uma vez que, tal
como anteriormente abordado, o engate do elemento fixador, na solução alternativa 2,
realiza-se na zona proximal do encaixe, invés de ser na zona distal como no modelo ALPS
Lock S496 – T.
104
Desta forma, concluiu-se que o conceito final obtido é a solução alternativa –
“Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado”, uma readaptação do modelo de referência.
4.3 Resumo conclusivo Ao longo do estado de arte, foi possível estabelecer e desenvolver objetivos,
funcionalidades e requisitos que o conceito final seja um sistema de encaixe rápido e
eficaz.
O modelo ALPS Lock S496- T foi a referência utilizada como sistema de encaixe,
devido ao sistema de fixação do elemento fixador, o pino de dente “serralhado”. De
entre os mecanismos de pino apresenta-se como um dos mais eficazes. Neste modelo o
sistema de fixação é composto por um alojamento, uma roda cilíndrica de dentado reto
exterior normalizado, um rolamento “especial” de movimento unidirecional (pois
possui, no seu interior, uma pista de agulhas que funcionam como embraiagem)
incorporado no parafuso com parte roscada e parte cilíndrica, uma mola helicoidal
cilíndrica a trabalhar à compressão sem as suas extremidades afagada e um botão de
acionamento, consultar figura 5. Para além de um sistema de fixação bastante eficaz,
conferia também uma suspensão rígida que propicia uma maior sensação de segurança
e confiança ao utilizador, para além de um modo de funcionamento bastante simples.
Portanto, inferiu-se que o conceito final deveria ser um sistema simples, rápido,
fornecedor de segurança e conforto ao utilizador. Os pacientes amputados são pessoas
fragilizadas que apresentam uma maior dificuldade em se adaptar às alterações que
recentemente sofreu, ou a novas alterações na sua prótese, sendo por isso bastante
importante que o novo conceito seja um sistema simples, facilmente manuseável e
proporcionador de segurança e conforto de forma a estimular o seu uso.
Para uma abordagem mais concisa e esclarecedora foi elaborado um mapa
morfológico. Neste constam as sub-soluções pensadas para as sub-funções que conceito
final deve respeitar: “guiar o elemento fixador”; “inserir o elemento fixador dentro do
alojamento” e fixação do sistema”. Através da análise do mapa morfológico obteve-se
três combinações possíveis: solução 1 – Sistema de Cilindros telescópicos; solução 2 -
sistema de pino de bloqueio orientado e guiado e solução 3 – Sistema de disco circular.
105
As soluções 1 e 3 apresentam conceitos totalmente inovadores, contrariamente
à solução 2 que apresenta uma nova readaptação do modelo referencial (ALPS Lock S496
– T). A solução 1 oferece um excelente guiamento do elemento fixador, pino de dente
“serralhado”, apesar de rígido e consequentemente menos ergonómico, no entanto a
sua aplicação nas próteses requer uma altura de construção superior à definida nos
requisitos. A solução 3 apesar de não possuir um mecanismo de guiamento específico,
apresenta um elemento fixador em forma de disco circular que apresenta uma área de
secção maior, facilitando a sua inserção dentro do alojamento, mesmo sem elemento
guiador. No entanto, estas duas apresentam uma desvantagem comum, devido à
inovação requer uma maior adaptação das próteses e do paciente ao contrário da
solução 2. Esta solução apresenta um sistema de fixação eficaz já utilizado no modelo
de referência e um mecanismo de corda retrátil para o guiamento do pino de dente
“serralhado”.
Após a comparação sob parâmetros considerados importantes, como por
exemplo ergonomia, simplicidade, guiamento, segurança, a solução 2 foi considerada a
melhor solução.
106
CAPÍTULO 5
Desenvolvimento da Solução
Neste presente capítulo será abordado mais especificamente os mecanismos e
os respetivos componentes mecânico que o compõem e tornam o “Sistema de Bloqueio
Orientado e Guiado” uma boa solução enquanto sistema de encaixe rápido e simples.
5.1 Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado Após a comparação entre as diferentes alternativas obtidas, e também entre o
modelo de referência concluiu-se que a solução “Sistema de Bloqueio e Guiado”, figura
5.1, era a solução que melhor se enquadrava nos objetivos e funcionalidades
previamente definidos. Esta solução confere uma ligação simples, rápida e ergonómica,
tornando assim uma solução bastante atrativa. Na figura 5.1 é possível visualizar o
sistema do ponto de vista exterior.
Figura 5. 1 - Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado, desenho obtido no Solidworks 2015.
No sistema de bloqueio orientado e guiado o paciente o alojamento é divido em
duas partes, na qual numa dela (representada na figura 5.2) é inserida todos os
componentes que compõem este sistema de ligação rápida e simples.
107
Figura 5. 2 - Sistema de Bloqueio Orientado e Guiado sem uma parte do alojamento, desenho obtido através do Solidworks 2015.
O paciente pode puxar o fio até à zona proximal do encaixe rígido, caso o deseje.
Seguidamente, para a recolha do fio e guiamento do pino até ao alojamento do sistema,
o paciente deve pressionar o botão de acionamento para provocar o deslocamento
longitudinal da roda dentada de dentado reto exterior normalizado que irá causar,
também uma rotação parcial do linguete para a direita e, desta forma, o permitirá a livre
rotação da polia no sentido contrário aos ponteiros do relógio, permitindo a recolha e
armazenamento do fio, ao mesmo tempo que o pino é guiado.
Tal como anteriormente mencionado este sistema é composto por um elemento
fixador, o pino de dente “serralhado”, o mecanismo de guiamento e pelo mecanismo de
fixação.
5.1.1 Elemento Fixador
Neste mecanismo o elemento fixador é o pino de dente “serralhado”, o modelo
ALPS LockTM Serrated Pin, o mesmo já utilizado no mecanismo ALPS Lock S 496-T [99],
figura 5.3.
Figura 5. 3 - Pino de dente "serralhado" , ALPS LockTM Serrated Pin [99].
108
Este pino é de aço inoxidável e possui um diâmetro de 10 𝑚𝑚 e um
comprimento de 68 𝑚𝑚 [99]. Este possui uma zona roscada que é a que se liga ao liner
e a parte com dentes “serralhados” que irão o seu alinhamento dentro do alojamento e
a fixação.
O pino de dente “serralhado” deve estar ligado ao fio de guiamento, para que
seja realizado um guiamento de sucesso até ao alojamento do sistema. No tópico 5.2,
será abordado como o guiamento será realizado e quais os mecanismos que o realizam.
5.1.2 Mecanismo de Guiamento
Consiste num mecanismo no qual, um fio armazenado numa polia, fixo numa das
extremidades, é puxado para fora da polia e por ação de uma mola em espiral de força
constante, voltar a ser recolhido para dentro da polia, local de armazenamento do fio.
Fio de Guiamento
O fio é o elemento guiador do pino de dente “serralhado”. Perante a
funcionalidade do mecanismo e dos objetivos estabelecidos, é necessário um fio com
excelentes propriedades mecânicas.
Para efetuar um bom guiamento, o material do fio deve apresentar uma boa
resistência à fadiga e à abrasão, tal como também, deve ser um fio bastante resistente
a nós e à torção. Também é importante apresentar uma boa flexibilidade para
proporcionar um bom guiamento e ergonómica.
Após uma pesquisa sobre materiais mais indicados chegou-se à conclusão que o
melhor material para o fio será o monofilamento de nylon, comummente utilizados nos
fios de pesca que apresentam as características supra mencionadas.
Os monofilamentos de nylon são obtidos através da resina de poliamida. A
poliamida (PA) é um polímero termoplástico composta por ligações de amida, C(O)-NH,
na sua cadeia principal. De entre as diferentes poliamidas destacam-se a PA 6.0 e a PA
6.6, ambas pertencem ao grupo de polímeros termoplásticos e possuem um vasto
campo de aplicação, de entre o qual se destacam os fios de pesca. De forma geral,
permite a obtenção de filamentos com excelentes propriedades mecânicas, destacando-
se a sua resistência à abrasão [103].
109
Determinação do diâmetro do fio de monofilamento de nylon
Este fio deve ter a capacidade de suportar cerca de 2,27 𝑘𝑔, que é
aproximadamente um valor médio de peso considerado nas próteses, como se pode
averiguar na tabela 5.1.
Tabela 5. 1 - Classificação de próteses de acordo com o seu peso, segundo diferentes autores. [adaptado de 104].
Referência Condição de Massa
Hale Prótese de peso reduzido (1,75 𝑘𝑔)
Prótese de peso médio (3,15 𝑘𝑔)
Prótese de peso elevado (4.15 𝑘𝑔)
Gailey Prótese de peso reduzido (< 2,27 𝑘𝑔; média de 2,0 𝑘𝑔)
Prótese de peso elevado (> 2,27 𝑘𝑔; média 2,7 𝑘𝑔)
Lehmann Prótese de peso reduzido (2,02 𝑘𝑔)
Prótese de peso médio (3,00 𝑘𝑔)
Prótese de peso elevado (3,50 𝑘𝑔)
Seguidamente foi realizada uma pesquisa sobre os diferentes diâmetros de fio
de monofilamento de nylon e a sua capacidade. Foi definido referência o catálogo da
SOUNETE-- FÁBRICA DE APRESTOS METÁLICOS, Ldª, empresa que se dedica à venda e
produção de equipamentos para pesca industrial. No seu catálogo de fios de pesca, foi
utilizado como referência o fio de diâmetro 0,20 𝑚𝑚 do modelo ASSO Classic, que lhe
é característica excelentes propriedades mecânicas como elevada resistência à tensão,
ao nó e também à abrasão. Na tabela 5.2 é possível observar os diferentes diâmetros e
a força máxima que cada um consegue suportar [105].
Tabela 5. 2 - Catálogo de fio de monofilamentos de nylon da empresa SOUNETE - FÁBRICA DE APRESTOS METÁLICOS
[adaptado de 105].
Ø mm 𝟎, 𝟏𝟐 𝟎, 𝟏𝟒 𝟎, 𝟏𝟔 𝟎, 𝟏𝟖 𝟎, 𝟐𝟎 𝟎, 𝟐𝟐 𝟎, 𝟐𝟖 𝟎, 𝟑𝟎
Força máxima/kg 0,9 1,2 1,7 2,1 𝟐, 𝟓 3,0 4,5 5,0
As propriedades mecânicas de um monofilamento de nylon de 0.2mm de
diâmetro podem ser consultadas na tabela 5.3.
110
Tabela 5. 3 - Propriedades mecânicas de um monofilamento de nylon com 0,2 mm de diâmetro [adaptado de 106].
Propriedades Valores
Resistência à rutura 434 𝑀𝑃𝑎
Alongamento de rutura 30%
Alongamento de cedência 7%
Comprimento do fio necessário
Para definir o comprimento de fio de guiamento necessário foram considerados
os comprimentos máximos que os membros residuais podem assumir, uma vez que
corresponde simultaneamente ao comprimento que o encaixe rígido irá assumir.
Num estudo efetuado em 2014 de forma a estudar o efeito do comprimento do
membro residual no gasto energético nos amputados transfemorais. Este estudo teve
uma amostra pequena de 26 pessoas de idade (32 ± 6,1 anos), altura de (177 ± 78 cm)
e peso (84,5 ± 13,6 kg) apresentaram uma gama de comprimentos de membros
residuais (27,49 ± 8,3 cm), sendo 35,49 cm o maior máximo da média, no entanto o
maior comprimento de membro residual registado neste grupo foi de 40,4 cm [107].
Num estudo realizado em 2004 com o objetivo de analisar o efeito do peso dos
componentes protéticos ao longo da marcha. Neste estudo foi utilizada uma amostra
reduzida de 5 elementos com idades compreendidas entre os 32 e os 77 anos, média
de peso de 83,37 kg e média de altura de 179,18 cm, apresentavam uma média de
comprimentos de membro residual 11 ± 5 cm [108].
Desta forma, por uma questão de maior segurança e de o guiamento do pino de
dente “serralhado” foi determinado um comprimento de 40 𝑐𝑚.
Ligação do fio ao pino de dente “serralhado”
Para um guiamento bem-sucedido do pino sem que interfira com nenhum dos
restantes componentes e nem com a sua entrada no alojamento, deve ser aparafusado
na parte distal do pino um parafuso de diâmetro inferior a 10 𝑚𝑚 associado ao fio de
guiamento, e desta forma será possível fazer um guiamento bem-sucedido.
111
Polia
A recolha e armazenamento do fio será realizado por uma polia perfil em “U”, de
forma a reduzir arestas vivas no sistema, e consequentemente diminuir o desgaste que
o fio de guiamento poderia sofrer.
As polias são componentes mecânicos cilíndricos, movimentadas pela rotação do
eixo do motor e pela correia. Existem vários tipos de polias e estas são classificadas pela
forma da superfície sob a qual a correia se movimenta. Na figura 5.4 é possível observar
os vários tipos de polias que atualmente existem: 1. Polia de aro plano; 2. Polia de aro
abaulado; 3. Polia escalonada de aro plano; 4. Polia escalonada de aro abaulado; 5. Polia
com guia; 6. Polia em "V" simples; 7. Polia em "V" múltipla; 9. Polia para correia redonda,
ilustradas na figura 5.9 [109].
Figura 5. 4 - Tabela com tipos de polias [109]
Cálculo da polia
Para o mecanismo optou-se por uma polia de com perfil “U”, semelhante ao da
polia redonda da figura 5.5, de forma a evitar arestas viva dentro do mecanismo e desta
forma diminuir o desgaste por abrasão ao fio de guiamento.
Nesta fase inicial de conceção, definiu-se uma polia de 14 𝑚𝑚 de diâmetro
exterior, 9,5 𝑚𝑚 de diâmetro interior, 3,5 𝑚𝑚 de altura, figura 5.3 na qual será
armazenada cerca de 400 𝑚𝑚 de comprimento de fio de guiamento de 0,20 𝑚𝑚 de
diâmetro.
112
Figura 5. 5 - Diagrama de medidas da polia com perfil em “U”.
Na prática as medidas de construção não respeitam as cotas nominais
teoricamente determinadas. Assim sendo, torna-se necessário determinar a tolerância
de construção. A tolerância é dada pela diferença entre duas cotas limites (a máxima e
a mínima) que definem o intervalo de valores que as dimensões podem assumir. No
entanto, cota nominal (CN) definida é a cota de referência [110].
Neste caso em específico, foi adotada uma classe de ajustamento “deslizante”
para movimentos guiados com precisão e montagem à mão, considerando-se um
ajustamento mecânico corrente do tipo H8/h8. Consultando a tabela de folgas e de
ajustamentos de “Furo Básico” de acordo com a ISO 286, Sistema ISO de tolerâncias e
ajustamentos, obtém-se os seguintes valores de desvios máximo (Dmáx.), e desvio
mínimo (Dmin.) para o veio e para o furo, para uma cota nominal do furo e do veio
de 14𝑚𝑚 de diâmetro [111]. Desta forma, é possível representar as tolerâncias
dimensionais da seguinte forma (figura 5.6), sendo 1 alusivo ao alojamento e 2 alusivo
à polia (veio):
Figura 5. 6 - Esquematização da polia com cotagem de ajustamento.
113
Para que haja a recolha do fio, tal como anteriormente mencionado, incorpora-
se no interior da polia uma mola de força constante. Para tal deve ser realizado um furo
de 8 𝑚𝑚 de diâmetro, no qual deve estar incorporado um pino central com 2 𝑚𝑚 de
diâmetro concêntrico, cujo será o eixo central da polia e a mola de força constante,
figura 5.7.
Figura 5. 7 - Representação esquemática da polia com o furo e pino central para a inserção da mola de força constante.
Mola de Força Constante
As molas são componentes mecânicos presentes na base de muitos sistemas
mecânicos. É uma peça suscetível de sofrer deformações significativas quando
submetida à ação de uma força e recuperar retomando à posição inicial quando deixa
de ser solicitada. A elasticidade que lhes é característica permite-lhes armazenar energia
de deformação sem que o material exceda o limite elástico quando são solicitadas por
forças ou momentos. A sua função foca-se na exerção de força, providenciar
flexibilidade ao sistema e armazenar ou absorver energia [110] [112].
Existem vários tipos de molas que diferem na forma como resistem e respondem
quando são solicitadas. Estes componentes podem ser classificadas quando à forma,
distinguindo-se as molas de compressão, de tração, de torção e de força constante.
Relativamente à forma é possível diferenciar molas helicoidais, em voluta, espiral e
lâminas [110].
São molas fabricadas a partir de uma lâmina enrolada uniformemente em torno
de si própria, como é possível analisar na figura 5.8, apresentando-se em forma de
114
bobinas de lâminas de raio constante. Exibem uma resistência praticamente uniforme
ao desenrolamento, resultando uma força aproximadamente constante ao desenrolar a
lâmina, devido à homogeneidade do raio de curvatura, o que conduz a uma classificação
de mola não linear, de rigidez nula para a gama de trabalho [113].
Figura 5. 8 - Representação gráfica de uma mola de força constante [114].
Considerações no cálculo da mola de força constante
O recurso a uma mola de força constante neste mecanismo deve-se à
principalmente vantagem de estas molas ocuparem muito pouco espaço e de possuir
um comportamento de força constante. O mecanismo de recolha de fio neste sistema
de guiamento e fixação do fio deve ocupar o mínimo de espaço possível, sendo por isso
esta mola incorporada na polia com perfil em “U”.
Desta forma, a mola deve ser dimensionada de forma a possuir um diâmetro
exterior máximo de 9,5 𝑚𝑚 e uma altura máxima de 3,5 𝑚𝑚. A extremidade interna da
mola deve ser fixada no pino central e a extremidade externa à polia, para que quando
a polia rode no sentido dos ponteiros do relógio fique carregada, sentido no qual o fio
deve ser puxado, e quando esta deixar de ser solicitada, para voltar à posição inicial,
permite que a polia rode no sentido anti-horário solidariamente com a mola, ocorrendo
a recolha do fio de guiamento e o guiamento do pino de dente “serralhado” para dentro
do alojamento do sistema.
Para um dimensionamento mais exato do material, do número de revoluções,
espessura e a altura da lâmina, bem como a força máxima que a mola será capaz de
115
exercer será necessário realizar um conjunto de experiências, nas quais devem ser
estudadas molas com diferentes espessuras de lâmina, materiais e alturas.
Distribuição do fio ao longo do perfil da polia
Quando o fio está totalmente recolhido na polia, figura 5.9, ao fim de 7
revoluções da polia (aproximadamente), este ocupa cerca de 4% da área livre da polia,
possuindo assim um elevado coeficiente de segurança e permitindo que não haja
margem para o fio de guiamento não ficar armazenado dentro da polia.
Figura 5. 9 - Secção transversal que demonstra a área ocupada pelo fio de guiamento na polia do sistema.
Roda de linguete e linguete
Para um melhor controlo do guiamento de fio, coloca-se uma roda de linguete
em justaposição à polia com perfil em “U”, figura 5.10. Esta roda linguete possui um
diâmetro exterior de 14 𝑚𝑚 e um diâmetro interno de 12 𝑚𝑚. A roda linguete e o
linguete associado encontram-se esquematizados na figura 5.11. A roda linguete é
concêntrica à polia e o linguete sobre um eixo de 0,10 𝑚𝑚 de diâmetro e 0,5 𝑚𝑚 de
altura e possui uma espessura de 0,5 𝑚𝑚 tal como roda linguete. Para o menos
desgaste possível, opta-se por um linguete de poliamida (PA), e uma polia e a roda
linguete de aço.
116
Figura 5. 10 – (a) Polia em justaposição com a roda linguete; (b) Linguete, desenhos 3D obtidos no Solidworks 2015.
Figura 5. 11 – (a)Roda Linguete; (b) Linguete e respetivas dimensões.
A roda linguete permite o movimento da polia no sentido do ponteiro dos
relógios quando o fio é puxado para o exterior. No entanto não consegue rodar no
sentido contrário, enquanto o linguete estiver em justaposição com a roda linguete,
como na figura 5.12.
Figura 5. 12- Linguete em contato com a roda de linguete, nesta posição o paciente consegue puxar o fio de guiamento e a polia roda no sentido dos ponteiros do relógio, desenho 3D obtido no Solidworks.
(a) (b)
(a) (b)
117
Para que se suceda o movimento no sentido contrário, cujo vai permitir à mola
recuperar a forma inicial, o linguete deve deixar de estar em contacto com a roda, tal
como na figura 5.13.
Figura 5. 13 - Linguete sem estar em contato com a roda de linguete, nesta posição há a recolha do fio de guiamento.
Quando o linguete assumir a posição da figura 5.13, tal como mencionado
anteriormente, a polia com perfil em “U” irá rodar no sentido oposto até a mola de força
constante recupere a força total. Ao longo de rotações efetuadas pela polia em
solidariedade com a mola de força constante, o fio de guiamento é recolhido e o pino
de dente “serralhado” é guiado corretamente para dentro do alojamento.
O linguete apenas deixa de estar em contato com a roda linguete sob ação de
uma força exterior que o force a mover-se. O movimento do linguete será provocado
pelo deslocamento longitudinal quando a roda cilíndrica de dentado reto exterior, figura
5.14, quando o paciente pressionar no botão de acionamento.
Figura 5. 14 - Momento em que a roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado entra em contacto com o linguete, desenho adaptado do Solidworks 2015.
118
Depois de o linguete ser movido por ação da roda cilíndrica de dentado reto
exterior, este deve voltar à sua posição inicial, para tal deve ser adicionada uma mola
helicoidal a trabalhar à tração. No momento em que a roda linguete rodar no sentido
dos ponteiros dos relógios, figura 5.12, as espiras irão separar-se conforme o linguete
percorra o dente da roda, no entanto a no momento em que o linguete estiver
totalmente na vertical, a mola estará em repouso e as espiras estarão todas em
contacto. A sua extensão máxima ocorrerá quando a roda cilíndrica de dentado reto
exterior normalizado entrar em contato com o linguete, figura 5.14, o linguete deixar de
estar em contacto com a roda linguete.
Mola helicoidal a trabalhar à tração
As molas são componentes mecânicos que exercem força, providenciam
flexibilidade e permitem o armazenamento ou absorção de energia. De entre os vários
tipos existentes, as molas a trabalhar à tração são do tipo mais aplicado em sistemas
mecânicos.
As molas helicoidais a trabalhar à tração apresentam a capacidade de armazenar
e de exercer força de tração. Regra geral, são produzidas com fio redondo e sujeitas a
uma pré-tensão que une todas as espiras ativas da mola quando esta está em posição
de repouso, ou seja, não deformada. Para a separação das espiras é necessário superar
a pré-tensão inicial.
Para além disso, apresentam diferentes formas de extremidades, figura 5.15,
através das quais estabelecem a ligação com o restante sistema e realizam a
transferência de carga. E normalmente, são dimensionadas para valores tensão
inferiores às molas de compressão, uma vez que, contrariamente às molas de
compressão, estas não possuem um limite máximo de força a que podem ser sujeitas
[112].
119
Figura 5. 15- Diferentes tipos de terminação de molas helicoidais a trabalhar à tração [102]
Considerações de cálculo da mola de tração
Para o dimensionamento da mola de tração, foi fornecido um estudo pela
empresa FANAMOL – Fábrica Nacional de Molas Lda, a mais antiga fábrica de molas do
país sediada no Porto, indicando apenas restrição de comprimento máximo que a mola
poderia assumir em repouso de 1,6 𝑚𝑚. Desta forma, o estudo permitiu a obtenção da
seguinte mola ilustrada na figura 5.16. com as características apresentadas na tabela
5.4.
Figura 5. 16 - Mola de tração desenhada pela FANAMOL.
Tabela 5. 4 - Características da mola de tração
Características Valores
Comprimento total (L0) 1,6 𝑚𝑚 Comprimento de enrolamento (L) 0,9 𝑚𝑚 Número de espiras ativas 4 Diâmetro Exterior (De) 1,10 𝑚𝑚 Diâmetro Médio (D) 0,9 𝑚𝑚 Diâmetro do arame (d) 0,20 𝑚𝑚 Índice de Mola (C) 4,5
Excursão máxima (Sh) 0,20 𝑚𝑚
120
5.1.3 Mecanismo de Fixação
Este mecanismo encontra-se, atualmente, aplicado no modelo ALPS Lock S496 T.
É composto por um botão de acionamento, por uma mola helicoidal cilíndrica a
trabalhar à compressão sem as suas extremidades afagadas, um parafuso com parte
cilíndrica e parte roscada, um rolamento da INA modelo HFL 0822 e uma roda cilíndrica
de dentado reto exterior normalizado, figura 5.17. Todos os componentes deste
mecanismo são de aço inoxidável.
Figura 5. 17 - Componentes do mecanismo de fixação.
Suporte Roscado
Parafuso com parte cilíndrica e parte roscada de rosca direita Acme ¾ in × 16
filetes por polegada normalizado segundo UNF – Fine Thread (consultar Anexo E) figura
5.18. Na figura 5.19 é possível analisar um esquema do suporte com as dimensões
principais.
Figura 5. 18 - Suporte do sistema de fixação com parte roscada e parte cilíndrica.
121
Figura 5. 19 - Esquema de dimensões principais do suporte roscado.
Este componente está em justaposição com todos os restantes componentes
(mola helicoidal a trabalhar à compressão sem extremidades afagadas, roda cilíndrica
de dentado reto exterior normalizado e rolamento INA HFL 0822), sendo possível
afirmar que é o alojamento dos componentes responsáveis por este mecanismo. Sob a
parte roscada encontra-se, em justaposição, o rolamento especial.
Rolamento INA HFL 0822
O rolamento da INA, modelo HFL 0822, é o componente chave que impede a
saída do pino de dente “serralhado”, permitindo uma ligação efetiva e segura entre o
paciente e a prótese.
O rolamento da INA HFL 0822, figura 5.20, consiste num rolamento de agulhas
axiais e buchas livres unidirecional. Nas suas paredes finas estão compreendidos anéis
exteriores com uma série de rampas no interior do seu diâmetro, gaiolas de plástico,
molas de pressão e rolamentos de agulha, tal como se pode analisar na figura 5.21. Este
rolamento consegue transmitir binários elevados e é particularmente compacto, isto é,
de espessura reduzida, na direção radial [101].
122
Figura 5. 20 - Rolamento da INA, modelo HFL 0822, presente no mecanismo [101].
O rolamento permite uma enorme precisão de ajuste, uma vez que as molas
presentes neste sistema nos rolamentos de agulhas assegura ao contacto contínuo
entre o veio, rolamentos de agulhas e as rampas. A alta precisão de ajuste deve-se à
baixa inercia de todos componentes.
Figura 5. 21 - Esquematização transversal do rolamento [101].
Na tabela 5.5 encontram-se descriminadas as propriedades deste rolamento.
Tabela 5. 5 - Medidas do rolamento [adaptado de 101]
Propriedades Valores
D 12 𝑚𝑚
C 22−0,3 0 𝑚𝑚
Fw 8 𝑚𝑚
Massa 7 𝑔.
Binário (máximo)
3,5 𝑁𝑚
123
Mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão sem as suas extremidades afagadas
Os vários tipos de molas podem ser classificados quando à forma, distinguindo-
se as molas de compressão, de tração, de torção e de força constante. Relativamente à
forma é possível diferenciar molas helicoidais, em voluta, espiral e lâminas [110].
No mecanismo de fixação é aplicada uma mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à
compressão sem as suas extremidades afagadas, figura 5.22.
Figura 5. 22 - Mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão sem as suas extremidades afagadas.
Esta mola é a responsável pelo movimento longitudinal da roda cilíndrica de
dentado exterior normalizado no mecanismo de fixação. Na tabela 5.6 encontram-se
descriminadas as propriedades desta mola.
Tabela 5. 6- Propriedades da Mola helicoidal cilíndrica a trabalhar à compressão sem as suas extremidades afagadas
Propriedades da mola Valores
Diâmetro da secção circular (d) 0,9 𝑚𝑚
Sentido da hélice 𝐸𝑠𝑞𝑢𝑒𝑟𝑑𝑎
Diâmetro médio da hélice (Dm) 12,1 𝑚𝑚
Comprimento livre (L) 18 𝑚𝑚
Roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado
A roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado, figura 5.23. É este o
componente de aço inoxidável responsável pelo guiamento do pino de dente
“serralhado” dentro do alojamento. Os seus dentes alinham-se com dentes
“serralhados” do pino e para além do guiamento, permite simultaneamente a sua
fixação, porque se encontra em justaposição com o rolamento da INA HFL 0822. A figura
5.24 clarifica as dimensões deste componente.
124
Figura 5. 23- Roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado
Este componente possui pode ser dividido em duas partes:
1. A roda de dentado reto exterior normalizado que se alinha com o pino de dente
“serralhado”;
2. Veio cilíndrico, no qual na zona oposta, apresenta um furo roscado no qual se vai
encaixar o botão de acionamento.
Figura 5. 24 - Representação esquemática da roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado.
Botão de acionamento
O botão de acionamento, figura 5.25, encontra-se em justaposição com a mola
de compressão e com a roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado. Este botão
permite dois movimentos importantes no sistema de fixação:
1. Rotação no sentido dos ponteiros do relógio irá permitir a rotação da roda
cilíndrica de dentado reto exterior no mesmo sentido e guiamento do pino
dentro do alojamento;
125
2. Movimento longitudinal da roda cilíndrica de dentado reto exterior normalizado
quando o paciente pressiona o botão.
Figura 5. 25 - Botão de acionamento.
O botão é composto por três patamares de alturas e diâmetros diferentes, no qual,
o último patamar apresenta o diâmetro mais reduzido e é roscado, de rosca fina de
4,4 𝑚𝑚 × 32 𝑓𝑖𝑙𝑒𝑡𝑒𝑠 𝑝𝑜𝑟 𝑝𝑜𝑙𝑒𝑔𝑎𝑑𝑎 de forma a ser inserido na roda cilíndrica de
dentado reto exterior e permitir os movimentos supra mencionados. A figura 5.26
clarifica as dimensões deste componente.
Figura 5. 26 - Desenho esquemático com as dimensões principais do botão de acionamento.
126
5.1.4 Alojamento do Sistema
O alojamento do sistema sofre algumas alterações em relação ao modelo de
referência ALPS Lock S496-T, figura 5.27. O alojamento é composto por nylon reforçado
com fibras de vidro [116].
Figura 5. 27 - Esquema de vista do alojamento do modelo ALPS Lock S496-T .
No sistema de bloqueio orientado, removeu-se os cortes ao longo da superfície
e esta peça única no modelo ALPS Lock S496 –T foi divida em duas partes que a posteriori
devem ser ligadas por dois parafusos M2. E em ambas as partes são realizados furos nos
quais são incorporados os elementos: polia, roda de linguete, linguete e um furo para o
fio de guiamento passar. A parte 1, figura 5.28, é a secção mais pequena, corte desta
parte permite elaborar os furos necessários para a inserção do mecanismo de
guiamento dentro do suporte.
Figura 5. 28 - Parte 1 do alojamento: (a) vista frontal e (b) vista da superfície de baixo da parte 1 do alojamento
(a) (b)
127
Na figura 5.29 é possível verificar a parte dois do alojamento do sistema de
bloqueio orientado. A polia, a roda linguete, o linguete, os componentes do mecanismo
de fixação são inseridos nesta parte do alojamento e por esta mesma razão os
mecanismo os furos neste componente apresentam uma maior profundidade.
Figura 5. 29 - Parte 2 do alojamento do sistema de bloqueio orientado e guiado.
As dimensionais principais mencionadas na figura 5.27 mantiveram-se iguais no
novo alojamento. As diferenças consistem na divisão de um componente compacto em
duas partes e na eliminação dos relevos superficiais existentes no alojamento original,
para um melhor reaproveitamento do espaço. As medidas destas peças estão
disponíveis nos anexos.
Em termos futuros deve ser realizada um otimização deste componente, para
que este consiga apresentar a mesma funcionalidade, mas com dimensões menores, o
que seria uma mais-valia neste componente, porque quanto menor o espaço necessário,
mais ampla será a sua aplicação.
128
CAPÍTULO 6
Conclusões
6.1 Sumário A amputação é um processo complicado que requer uma capacidade de
adaptação elevada por parte do paciente, sendo crucial um trabalho de equipa bem-
sucedido entre o paciente, o médico fisiatra e a equipa técnica.
A escolha dos componentes protética é diferente de paciente para paciente, na
qual deve ser considerada as características do paciente, suas expectativas e
necessidades. A seleção errada de componentes causará uma má ligação entre o
paciente e a prótese, e deficiências na marcha. Um encaixe devidamente dimensionado
e uma boa seleção do mecanismo de suspensão proporcionará uma maior sensação de
segurança e conforto.
Atualmente existem muitos tipos de suspensão confecionados por diferentes
empresas que vão colmatando as necessidades dos pacientes. Contudo, tal como
analisado no capítulo 3 “Estudo do Projeto” são sistemas que apresentam as suas
vantagens e desvantagens, os sistemas de vácuo proporcionam muito conforto ao
membro residual, no entanto requerem elevada destreza manual sendo por isso mais
adequados a amputados com elevado nível de atividade, contrariamente ao sistema de
pino de bloqueio que são bastante simples de usar, podem ser aplicados em todos os
tipos de amputados e conferem uma ligação mais rígida, no entanto não são tão
confortáveis e também apresentam alguns problemas na sua aplicação.
Desta forma, foram definidos novos objetivos, novas funcionalidades e requisitos
que permitiram a obtenção de um conceito final que consiste na readaptação do modelo
ALPS Lock S496-T, no qual foi incorporado um sistema de guiamento que permite o
alinhamento do pino diretamente para o alojamento. Sendo uma solução simples, pode
ser usado em amputados transfemorais, transtibiais desde a primeira protetização.
O conceito final apresenta algumas falhas em termos de dimensionamento de
molas, sendo necessário realizar um estudo experimental para o correto
dimensionamento destas.
129
6.2 Conclusão A obtenção de um conceito final foi um processo complicado e moroso, devido,
principalmente, à diversidade de mecanismos de encaixe atualmente comercializados e
aos requisitos restritos e a obrigatoriedade de um sistema simples e fácil que possa
abranger o maior número possível de amputados e que não alterasse a estrutura padrão
das atuais próteses de membros inferiores.
O mecanismo de pino de bloqueio é sistema mais abrangente de todos, tendo
sido este a base para o desenvolvimento de um novo conceito. Depois de estudadas as
suas vantagens e desvantagens foi compreendido que era necessário implementar uma
nova funcionalidade “guiar o elemento fixador”, sendo o elemento fixador o pino de
dente “serralhado”. Esta subfunção subentende o alinhamento do pino ao longo da
inserção do membro residual no encaixe rígido para dentro do alojamento do sistema
de suspensão situado na zona distal do mesmo encaixe rígido, eliminando a necessidade
de ser o paciente a tentar efetuar o alinhamento e a correta colocação do pino de dente
“serralhado” dentro do alojamento.
O conceito final desenvolvido, o sistema de pino de bloqueio orientado e guiado,
consiste numa solução simples para o principal problema presente em todos os
mecanismo de pino de bloqueio.
A introdução de um mecanismo semelhante ao mecanismo de corda retrátil,
presente em diferentes peças comummente utilizadas, como aspirador ou fitas
métricas, num sistema de pino de bloqueio com um sistema de fixação de excelência,
facilita todo o processo de adaptação por parte do paciente e também da sua aplicação
na estrutural padronizada das próteses de membros inferiores. Podendo, deste forma,
classificar este sistema como uma solução real para um problema real.
Contudo, a grande dificuldade presente no desenvolvimento desta solução está
presente no espaço reduzido em que o sistema de guiamento pode ser inserido, de
forma a não alterar as principais medidas do alojamento original do modelo de
referência.
O reduzido espaço requer o dimensionamento específico dos componentes que
serão introduzidos, não existindo polias, molas de força constante, mola de tração, roda
linguete e linguete normalizados que possam ser aplicados neste sistema. Desta forma,
as medidas assumidas ao longo deste processo desenvolvimento foram determinadas
130
especialmente para este caso em específico. Estas mesmas medidas poderão sofrer
alterações quando este sistema foi produzido.
No entanto, as molas foram os componentes que apresentaram mais
complicações no dimensionamento, não sendo possível, nesta fase de conceção,
assumir medidas que proporcionem o funcionamento adequado do sistema, mas
apenas considerações que devem estar presentes no dimensionamento das mesmas.
Igualmente às restantes peças, não existem molas normalizadas que possam ser
diretamente aplicadas, sendo necessário realizar um estudo com diferentes molas, que
consequentemente provocará alterações no dimensionamento dos restantes
componentes.
O alojamento original também sofreu algumas alterações, mantendo altura de
construção, respeitando um dos requisitos definidos. Para um melhor aproveitamento
do espaço, foram removidos os relevos superficiais e de forma a manter-se uma
estrutura compacta, optou-se pela divisão desta estrutura em duas partes nas quais são
realizados os furos necessários para a inserção dos componentes compreendidos no
sistema. Estas duas estruturas são unidas através de parafusos com um diâmetro de
2𝑚𝑚. Desta forma, não é necessário definir uma nova forma de fixação do sistema nas
próteses.
O sistema de fixação mantém-se inalterado do modelo ALPS Lock S496-T, tendo
sido esta uma das preocupações e restrições presentes ao longo do desenvolvimento do
novo conceito. E, tal como se pode analisar no desenvolvimento de conceito, o sistema
de guiamento não interfere com nenhum dos componentes do sistema de fixação,
sendo que estes dois interagem no momento em que a roda cilíndrica de dentado reto
exterior normalizado entra em contato com o linguete do sistema de guiamento e
provoca a sua rotação parcial para a direita, deixando esta de estar em contacto a roda
linguete, permitindo a recolha do fio e guiamento do pino até ao alojamento.
Em termos teóricos, o sistema de bloqueio orientado e guiado apresenta-se
como um sistema de uso bastante simples e de fácil compreensão, que confere uma
ligação rígida. Sendo por isso um sistema viável para todos os tipos de amputações e
numa primeira protetização.
131
6.3 Trabalho futuro Tal como mencionado no tópico 6.2 “Conclusão”, a principal dificuldade no
desenvolvimento do sistema está presente no dimensionamento das molas. Para tal, é
necessário fazer estudos experimentais que vão permitir concluir quais as dimensões
que estas devem assumir para um correto funcionamento do sistema total. Desta forma
será possível fazer uma otimização de todo o sistema para uma solução mais completa
e vantajosa.
Será igualmente importante desenvolver um estudo de população durante o
processo de desenvolvimento do conceito para uma melhor percepção do feedback dos
potenciais utilizadores deste mecanismo de fixação.
Após o desenvolvimento e otimização deste sistema seria uma mais valia estudar
uma forma de adaptar este sistema de pino de bloqueio orientado e guiado para um
sistema híbrido com válvula de sucção ou de vácuo, possibilitando uma ligação rígida e
um aumento significativo da sensação de conforto do membro residual e segurança
durante a marcha.
132
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS
Bibliografia Citada
[1] Kapp, Susan; Miller, Joseph. Care of the Combat Amputee – Lower Limb Prosthesis,
Chapter 20. (pp: 553-580). Acedido em 05 de Março de 2015. URL:
http://www.centersformobility.com/prosthetics_2.html#fitting,
[2] “Página Inicial” in Padrão Ortopédico. Consultado a 1 de Dezembro de 2015. URL:
http://www.padrao-ortopedico.com/ .
[3] Osman, Madya; Eshrahi, Arezoo (2013). Magnetic Coupling device of a limb
prosthesis. Patente US 20130289743 A1.
[4] Ziegler‐Graham K, MacKenzie EJ, Ephraim PL, Travison TG, Brookmeyer R. Estimating
the Prevalence of Limb Loss in the United States: 2005 to 2050.(2008) Archives of
Physical Medicine and Rehabilitation; 89(3):422‐9-
[5] Owings M, Kozak LJ, National Center for Health S. (1998) Ambulatory and Inpatient
Procedures in the United States, 1996. Hyattsville, Md.: U.S. Dept. of Health and
Human Services, Centers for Disease Control and Prevention, National Center for
Health Statistics.
[6] HCUP Nationwide Inpatient Sample (NIS). Healthcare Cost and Utilization Project
(HCUP). Rockville, MD: Agency for Healthcare Research and Quality.
[7] Pandian G, Hamid F, Hammond M. Rehabilitation of the Patient with Peripheral
Vascular Disease and Diabetic Foot Problems. DeLisa JA, Gans BM, editors.
Philadelphia: Lippincott‐Raven.
[8] Robbins JM, Strauss G, Aron D, Long J, Kuba J, Kaplan Y.(2008) Mortality Rates and
Diabetic Foot Ulcers. Journal of the American Podiatric Medical Association;
98(6):489‐93.
[9] Dorland, W. A. N., & Anderson, D. M. (2000). Dorland´s illustrated medical dictionary
(29ª Ed.). Philadelphia: Saunders Company.
[10] Atherton, R., & Robertson, N. (2006). Psychological adjustment to lower limb
amputation amongst prosthesis users. Disability and Rehabilitation, 28(19), 1201-
1209.
133
[11] . Hawamdeh ZM, Ohtman YD, Ibrahim AI. (2008) Assessment of anxiety and
depression after lower limb amputation in Jordanian patients. Neuropsychiatr Dis
Treat ;4(3):627-633.
[12] Sumiya A. (2009).Satisfação com a saúde e capacidade funcional de idosos
amputados. Neurobiologia 72 (2):43-50.
[13] Lacoux, P. A., Crombie, I. K., & Macrae, W. A. (2002). Pain in traumatic upper limb
amputees in Sierra Leone. Pain, 99, 309-312. doi: 10.1016/S0304-3959(02)00154-9
[14] Otto, B. (2002). Componentes de Prótesis - Extremidad Inferior. Alemanha R.
Fitzpatrick, “Surveys of patient satisfaction: I—important general considerations,”
The British Medical Journal, vol. 302, no. 6781, pp. 887–889, 1991.
[15] Rajťúková, V.; Michalíková, M.; Bednarčíková, L.; Balogová, A.; Živčák, J. (2014).
Biomechanics of Lower Limb Prostheses. Procedia Engineering 96: 382-391.
[16] Seeley, Rod R.; Stephens, Trent D.; Tate, Philip.(2003) Anatomia & Fisiologia,
LUSOCIÊNCIA – Edições Técnicas e Cientificas, Lda, 6ª edição.
[17] Grande Enciclopédia Médica Verbo - Os ossos e as articulações, capítulo IV.
Editorial Verbo, 1978, Lisboa / São Paulo
[18] Michael, W. (2002) Gait analysis: an introduction. s.l. : Elsevier Health Sciences,
2002. Vol. 1.
[19] Netter, Frank H. (2001),; Atlas Anatomía de Humana. 2ª Edición Mason S.A.
[20] Silva, M. (2004). Apontamentos de Biomecânica articular. Curso de biomecânica
do movimento. s.l. : Instituto Superior Técnico.
[21] Kapandji, Ibrahim Adalbert ( 1987). The physiology of the joints: annotated
diagrams of the mechanics of the human joints. s.l. : Elsevier Health Sciences,Vol. 2
[22] Cappozzo, A. (1984). Gait Analysis Methodology. Human Movement and Science
3: 27-50
[23] Magee, D. (2005). Avaliação musculoesquelética. São Paulo: Manole
[24] Medved, V. (2001). Measurement of Human Locomotion. London CRC Press
[25] Corraza, S.; Mundermann, L.; Chaudhari, M.; Dermanttio, T; Cobelli, C;
Andriacchi, P. (2006). Motion Capture System to Study Musculoskeletal
Biomechanics:Visual Hull Computer Vision and Image Understanding. Anals of
Biomedical Engineering 34 (6): 1019-1029.
134
[26] Capecci, M; et al (2006). Gait analysis of stroke subjects walking ate different
self-selected speed. Gait and Posture 24: 43-44.
[27] Leamon, T. (1994). Research to reality: A critical review of the validity of various
criteria for the prevention of occupationally induced low back pain disability.
Ergonomics 37: 1959 – 1974
[28] Silverstein, B.; Fine, L.; Armstrong, T. (1987). Occupational factors and carpal
tunnel syndrome. American Journal of Industrial Medicine 11: 343-358.
[29] Norkin, C; Levangie, K. (1992). Joint Structure and function. A comprehensive
analysis (2nd ed.) . EUA: Library of Congres.
[30] Özkaya, N.; Nordin, M.; Goldsheyer, D.; Leger D. (2012). Fundamentals of
Biomechanics – Equilibrium, Motion and Deformation. 3ªed, Springer.
[31] Oliveira, R. A. (2001). Psicologia Clínica e Reabilitação Física – uma abordagem
da incapacidade física adquirida. Lisboa: Instituto Superior de Psicologia Aplicada
(ISPA)
[32] Pedrinelli, André. Tratamento do Paciente com Amputação. Editora Roca Ltda, 1ª
edição, 2004.
[33] Carvalho, J. A. (2003). Amputações de Membros Inferiores: Em busca plena da
reabilitação. Editora Manole
[34] Zereu, A.; Furlan, A.D.; Carneiro, A.P.; Santos, A.C.; Terreri, ASA P.; Santos, C.A.
et al (1995). Avaliação fisiátrica do Amputado. Acta Fisiátrica, 2 (2): 36
[35] Gardete Correia, Luís; Boavida, José Manuel; Fragoso de Almeida, João Paulo;
Massano Cardoso, Salvador; Dores, Jorge; Sequeira Duarte, João; Duarte, Rui;
Ferreira, Hélder; Guerra, Fernando; Medina, José Luís; Nunes, José Silva; Pereira,
Mário; Raposo, João; Diabetes: Factos e Números (2012) - Relatório Anual do
Observatório Nacional da Diabetes. (02/2013) Sociedade Portuguesa de Diabetes.
[36] Eftekhari, N. (1996). Amputation rehabilitation. In Physical Medecine and
Rehabilitation Secrets. EUA: Hanley & Beffus.
[37] Queen, E. (1999). Patient Guide: rehabilitation of People whith Leg Amputations.
Halifax.
[38] “Information for lower limb amputees and their families” in Ottobock®. Acedido
a 5 de Janeiro, 2015. URL: http://www.ottobockus.com/prosthetics/info-for-new-
amputees/information-for-lower-limb-amputees-and-their-families/ .
135
[39] “Da Amputação à reabilitação” in Ottobock ®. Acedida em 19 de Junho, 2015.
URL: http://www.ottobock.com.br/prosthetics/informa%C3%A7%C3%A3o-para-
amputados/da-amputa%C3%A7%C3%A3o-a-reabilita%C3%A7%C3%A3o/ .
[40] “Perguntas Frequentes” in Centro Reabilitação Profissional de Gaia. Acedido a 25
de Junho de 2015.URL:
http://www.crpg.pt/home/Paginas/perguntasfrequentes.aspx#t3
[41] Otto, B. (2002). Componentes de Prótesis - Extremidad Inferior. Alemanha R.
Fitzpatrick, “Surveys of patient satisfaction: I—important general considerations,”
The British Medical Journal, vol. 302, no. 6781, pp. 887–889, 1991.
[42] International Standard. ISO 10328 Prosthetics -
Structural testing of lower limb prosthesis – Requirements and test methods.
First edition.2006/10/01
[43] May, Bella J. (2002). Amputations and Prosthetics. A case of study approach.
Jaypee Brothers, Medical Publishers, 2ª edição.
[44] “The Egypt Archive” in Bodsworth, Jon. Acedido em Junho 2015. URL:
www.egyptarchive.co.uk/html/hidden_treasures/hidden_treasures_31.html.
[45] Friedmann, Lawrence W. (1972) Amputations and prostheses in primitive
cultures. Bulletin of Prosthetics Research, pp. 105-138, Spring.
[46] Wilson, A.B., Jr. (1972) Limb Prosthetics-1972. Robert E. Krieger Publishing
Company, Huntington, N.Y.,
[47] “The Perfect 3000-Year-Old Toe” in The Atlantic, A Brief History of Prosthetic
Limbs. Acedido a 9 de Junho, 2015. URL.:
http://www.theatlantic.com/technology/archive/2013/11/the-perfect-3-000-year-
old-toe-a-brief-history-of-prosthetic-limbs/281653/ .
[48] Putti, Vittorio. (1930) Historic Artificial Limbs. Paul B. Hoeber, Inc., New York.
[49] Paget, Stephen (1897): Ambroise Pare and His Times. G.P. Putnam's Sons, The
Knickerbocker Press, New York.
[50] Wilson, A.B., Jr. (1972). Limb Prosthetics-1972. Robert E. Krieger Publishing
Company, Huntington, N.Y..
[51] Edwards, J.W. (1960). Orthopedic Appliance. Atlas, Vol. I. American Academy of
Orthopaedic Surgeons, Ann Arbor, Michigan.
[52] Slocum, Donald (1949): An Atlas of Amputations. C.V. Mosby, St. Louis,
136
[53] Wilson, A.B., Jr. (1980). Introduction to Atlas of Limb Prosthetics. American
Academy of Orthopaedic Surgeons, C.V. Mosby, St. Louis.
[54] Sellegren, Kim R.. An Early History of Lower Limb amputations and prostheses.
The Iowa Orthopaedic Journal, Volume2.
[55] – “Lower limb prosthetic fitting examples” in OttoBock ®. Acedido a 5 de Julho
de 2015. URL:
http://professionals.ottobockexport.com/cps/rde/xchg/ottobock_export_en/hs.xsl
/229.html .
[56] Pirouzi, Gh.; Osman, Abu; Eshraghi,A.; Ali, S.; Gholizadeh, H.; Abas, Wan. (2014)
Review of the Socket Design and Interface Pressure Measurement for Transtibial
Prosthesis. The Scientific World Journal. Hindawi Publishing Corporation.
[57] “Breve alusão a próteses transfemorais” in Ortopedia Alvalan. Acedido a 30 de
Junho, 2015.URL: http://www.ortopediaalvalan.pt/blog/category/ortoprotesia.
[58] “The Prosthetic Socket” in Ottobock ®. Acedido a 15 de Junho, 2015.URL:
http://www.ottobock.com/cps/rde/xchg/ob_com_en/hs.xsl/20503.html .
[59] “Classis Prosthetic Socket” in Ottobock ®. Acedido em 15 de Junho, 2015. URL:
http://www.ottobock.com/cps/rde/xchg/ob_com_en/hs.xsl/44210.html.
[60] Edelstein J., Moroz, A. Lower--‐Limb Prosthetics and Orthotics, Clinical Concepts.
Slack Incorporated
[61] Össur (2008). Icecross Seal-In ® TT - Manual Técnico.
[62] “Care of the Elderly Patient With Lower Extremity Amputation” in Medscape®.
Acedido a 15 de Junho de 2015. URL:
http://www.medscape.com/viewarticle/405753_8 .
[63] Baars, E.C.T.; Geertzeen, J.H.B. (2005) Literature Review of possible advantages
of silocone liner socket use in transtibial prostheses. Prosthetics and Orthotics
International; 29(1):27 – 37.
[64] “Liners” in Össur. Acedido em 20 de Maio, 2015 URL:
http://www.ossur.com.br/?PageID=13716 .
[65] Hossein Gholizadeh, Noor Azuan Abu Osman, Arezoo Eshraghi, Sadeeq Ali, Elham
Sadat Yahyavi. (2013). Satisfaction and Problems Experienced With Transfemoral
Suspension Systems: A Comparison Between Common Suction Socket and Seal-In
Liner. Archives of Physical Medicine and Rehabilitation;94:1584-9
137
[66] “Icecross Dermo® Locking” in Össur. Acedido a 20 de Junho de 2015. URL:
http://www.ossur.com/prosthetic-solutions/products/liners-and
sleeves/transtibial-liners/iceross-dermo-locking.
[67] “Icecross ® Synergy” in Össur. Acedido a 25 de Junho de 2015. URL:
http://www.ossur.com/prosthetic-solutions/products/liners-and-
sleeves/transtibial-liners/iceross-synergy-liner .
[68] Össur(2008). Icecross Seal-In ® TT - Manual Técnico. Janeiro.
[69] Ali S, Abu Osman NA, Naqshbandi MM, Eshraghi A, Kamyab M, Gholizadeh H.
(2012) Qualitative study of prosthetic suspension systems on transtibial amputees’
satisfaction and perceived problems with their prosthetic devices. Arch Phys Med
Rehabil; 93:1919-23.
[70] “Keeping your leg on” in Ottobock ®. Acedido a 15 de Janeiro de 2015. URL:
http://www.ottobock.co.uk/prosthetics/info_for_new_amputees/prosthetic-
technology-explained/keeping_your_leg_on/ .
[71] Kapp, Susan. (1999) Suspension System Protheses. Clin Orthop Relat Res. ;(
361):55-62.
[72] Journal of American Academy of Orthopedic Surgeons. Acedido a 12 de
Dezembro, 2014. URL: http://www.jaaos.org/cgi/content-
nw/full/13/5/326/JA0002204FIG1 .
[73] “Shuttle Locks” in Ottobock ®. Acedido a 15 de Janeiro, 2015. URL:
http://www.ottobock.com/cps/rde/xchg/ob_com_en/hs.xsl/14947.html.
[74] “ ALPS Lock Flat Bottom S496 – W” in ALPS . Acedido a 23 de Maio de 2015. URL:
http://www.easyliner.com/lock-flat-bottom.php.
[75] “Icelock® 600 series” in Össur ®. Acedido a 5 de Abril de 2015. URL:
http://www.ossur.com/prosthetic-solutions/products/locks/icelock-600-series.
[76] “The shuttle lock with magnetic pin guide” in Ottobock ®. Acedido a 15 de
Janeiro, 2015. URL:
http://www.ottobock.com/cps/rde/xchg/ob_com_en/hs.xsl/50865.html .
[77] “Calálogo Icelock ® 300 series” in Össur ®.Acedido a 15 de Janeiro de 2015 . URL:
http://assets.ossur.com/library/19259/ICELOCK%C2%AE%20300%20series.pdf
138
[78] Beil ,Tracy L.; Street, Glenn M.(2014). Comparison of interface pressures with pin
and suction suspension systems. Journal of Rehabilitation Research & Development:
Volume 41, Number 6A, Pages 821–828
[79] “Icelock 500 Series” in Össur ®. Acedido a 20 de Fevereiro, 2015. URL:
http://www.ossur.com/prosthetic-solutions/products/locks/icelock-500-series.
[80] “Harmony System” in OttoBock ®. Acedido a 15 de Janeiro de 2015.URL:
http://professionals.ottobockus.com/cps/rde/xchg/ob_us_en/hs.xsl/3331.html .
[81] “IceFlex Endurance” in Össur ®. Acedido a 7 de Junho, 2015. URL:
www.ossur.co.uk/prosthetic-solutions/products/liners-and-sleeves/sleeves-and-
special-application/iceflex-endurance .
[82] “Silesian Belt Suspension” in Prosthetic Laboratories. Acedido a 29 de Junho de
2015. URL: http://www.plor.net/downloads/resources/prosthetics/transfemoral-
amputation-and-knee-disarticulation/Prosthetics.SilesianBeltSuspension.pdf .
[83] Gholizadeh,Hossein; Osman ,Noor Azuan Abu; Eshraghi ,Arezoo; Ali, Sadeeq;
Arifin, Nooranida; Abas, Wan Abu Bakar Wan . (2014) Evaluation of new suspension
system for limb prosthetics. Gholizadeh et al. BioMedical Engineering OnLine, 13:1.
[84] “The MAGLOCK” in ST&G Corporation. Acedido a 29 de Junho de 2015. Site:
http://www.stngco.com/Pages/suspention_systems/maglock.html .
[85] “Sistema Aerolink” in Ottobock®. Acedido a 3 de Julho de 2015. URL:
http://www.ottobock.com.br/prosthetics/membros-
inferiores/solu%C3%A7%C3%B5es/sistema-aerolink/
[86] “Informação para amputados” in Ottobock ®. acedido em 20 de Junho de 2015
URL: http://www.ottobock.com.br/prosthetics/informa%C3%A7%C3%A3o-para-
amputados/pr%C3%B3tese-apropriada/ .
[87] SANDERS, J.E., BELL, D.M., OKUMURA, R.M., DRALLE, A.J. (1998). Effects of
alignment changes on stance phase pressures and shear stresses on transtibial
amputees: measurements from 13 transducer sites. IEEE Trans Rehabil Eng;6(1):21-
31
[88] SMITH, D.G (2007). Atlas of amputations and limb deficiencies: Surgical,
Prosthetic and Rehabilitation Principles; 2007, USA, ISBN 0-89203-313-4
139
[89] Kobayashi, T., Orendurff, M., et al. Effect of transtibial prosthesis alignment
changes on out--‐of--‐plane socket reaction during walking in amputees. Journal of
Biomechanics.
[90] BOWKER, J.H.; MICHAEL, J.W. (1992). Atlas of limb prosthetics: Surgical,
prosthetic and rehabilitation principles, 2nd.ed., American Academy of Orthopeadic
Surgeons, p930, ISBN 0-8016-0209-2
[91] MAK, A.F.T.; ZHANG, M.; BOONE, A.C.P. (2001). State of the art research in lower
limb prosthetic biomechanics socket interface. Journal of rehabilitation research and
development, Vol. 38, No.2, , pages 161-174
[92] McGimpsey, Grant; Bradford,Terry C.. (2011). Limb Prosthetics Services and
Devices - Critical Unmet Need: Market Analysis; Bioengineering Institute Center for
Neuroprosthetics.
[93] “Sobre a Ottobock” in Ottobock® . Acedido a 4 de Novembro de 2015. URL:
http://www.ottobock.com.br/p%C3%A1ginas-de-informa%C3%A7%C3%B5es/.
[94] “About Össur ®” in Össur ®. Acedido a 4 de Novembro de 2015. URL:
http://www.ossur.co.uk/about-ossur/ .
[95] Diário da República, 1ª serie – Nº115 – 17 de Junho de 2009, consultado a 28 de
Setembro de 2015.
[96] Associação Portuguesa de Certificação, APCER. Acedido a 28 de Setembro de
2015. URL: www.apcer.pt
[97] Branco, P. S., colaboradores. Temas de reabilitação – Ortóteses e outras ajudas
técnicas. Servier. Porto, Portugal
[98] Silva, L. F. (2013/2014.) Projeto De Dispositivos Médicos e Reabilitação.
Publicações internas da Escola de Engenharia da Universidade do Minho (MIEMEC).
Departamento de Engenharia Mecânica.
[99] “ALPS LockTM Serrated Pin” in OrtoPed. Acedido a 10 de Outubro de 2015. URL:
http://www.ortoped.ca/en/alps-lock-sup-tm-sup-serrated-pin.html
[100] Krodin, Richard (2004 – 2005). The pin lock reference manual for prosthetic.
Hanger Prosthetic Orthotics.
[101] “ Drawn Cup Roller Clucthes HFL” in Medias ® . Acedido a 10 de Outubro de 2015.
URL: http://medias.schaeffler.de/medias/en!hp.ec.br/HFL.
140
[102] Budynas, Richard G.; Nishbett, J. Neith (2015). Shigley’s Mechanical Engineering
Design, 10ªed. McGraw-Hill Education, New York.
[103] Gruska, I.; Lewandwski, S.; Benko, E.; Perzyna,M. (2005). Structure and
Mechanical Properties of Polyamid Fibres. FIBRES&TEXTILES in Eastern Europe.
January/December. Vol13. Nº5,
[104] Selles, Ruud W.; Bussmann, Johannes B.J.; Wagennar, Robert C.; Stam, Henk J.
(1990). Effects of Prosthetic Mass and Mass distribution on Kinematics and
Energetics of Prosthetic Gait: A Systematic Review. Arch Phys Med Rehabil 80:15893
– 9.
[105] “Fios Monofilamento de Nylon” in Sounete. Acedido a 30 de Setembro de 2015.
URL:http://www.sounete.pt/pescas/index.php?option=com_content&task=view&i
d=71&Itemid=59
[106] “Shakespeare WN-50 diameter 0.2 mm Nylon Monofilament 610” in MatWeb. Acedido
a 15 de Novembro de 2015. URL:
http://matweb.com/search/DataSheet.aspx?MatGUID=ef4ae262bec1450aa37691e
51a6128c3.
[107] Bell, Johanna C.; Schnall, Barri L.; Potter, Benjamim K. (2014). Transfemural
amputation: is there an effect of residual limb length and orientation on energy
expenditure. Clinical Orthopaedics Related Research 472 (pp. 3055–306).
[108] Bateni, Hamid; Olney, Sandra J. (2004): Effect of the weightof prosthetic
components on the gait of transtibial amputees. American Academy of Orthotists &
Prosthetists, Vol. 16, Nº4 (pp. 113-120).
[109] Lino, Paulo Sérgio Costa. (2013). Polias Correias e Transmissão de Potência.
[110] Da Cunha, Luís Veiga. (1991): Desenho Técnico. 8ª ed. Fundação Calouste
Gulbenkian, Lisboa.
[111] Morais, Simões. (2007). Desenho Técnico Básico. Volume 3. 24ª ed. Gráficos
Reunidos, Lda.
[112] – Shigley, Joseph E. ; Mischke, Charles R. (1990): Mechanical Designers’
Workbook. McGraw-Hill, Inc; United States of America.
[113] “The Complete Guide to Spring Engineering” in Spring-I-Pedia. Acedido a 30 de
Agosto de 2015. URL: http://springipedia.com/ .
141
[114] “Mola Lâmina” in Fanamol. Acedido a 30 de Novembro de 2015.URL:
http://www.fanamol.pt/loja/loja/molas-de-lamina/por-encomenda2012-07-27-14-
53-32-detail
142
ANEXOS