BADANIA WSPOMAGAJĄCE PRZYGOTOWANIE SPERSONALIZOWANYCH ORTEZ TYPU AFO/DAFO

MODELOWANIE INŻYNIERSKIE nr 56, ISSN 1896-771X BADANIA WSPOMAGAJĄCE PRZYGOTOWANIE SPERSONALIZOWANYCH ORTEZ TYPU AFO/DAFO Katarzyna Jochymczyk-Woźniak 1a, Iwona Chuchnowska 1b, Wojciech Wolański 1c, Robert Michnik 1d, Maksymilian Śmiech 1e, Radosław Czyrnia 2f, Marek Gzik 1g 1 Katedra Biomechatroniki, Politechnika Śląska 2 Laboratorium Ortopedyczne PROTEKA a Katarzyna.Jochymczyk-Wozniak@polsl.pl, b Iwona.Chuchnowska@polsl.pl, c Wojciech.Wolanski@polsl.pl, d Robert.Michnik@polsl.pl, e makssmi422@student.polsl.pl, f r.czyrnia@proteka.pl, g Marek.Gzik@polsl.pl, Streszczenie W ramach pracy przeprowadzone zostały badania wspomagające proces przygotowania i doboru zindywidualizowanych ortez kończyny dolnej. Badania obejmowały analizę chodu pacjentów z mózgowym porażeniem dziecięcym MPD o różnej postaci i stopniu upośledzenia ruchowego. W przypadku wszystkich przebadanych dzieci wyniki badań chodu wykorzystano do przygotowania zaopatrzenia ortopedycznego w postaci ortez stopy i stawu skokowego AFO lub dynamicznej ortezy stopy i stawu skokowego DAFO. W artykule przedstawiono również metodykę analizy wytrzymałościowej ortez z wykorzystaniem metody elementów skończonych (MES). W procesie przygotowania indywidualnych ortez do rehabilitacji wykorzystano ręczny skaner 3D. Na podstawie rezultatów skanowania opracowano model geometryczny 3D spersonalizowanej ortezy stawu skokowego, a następnie model dyskretny 3D. Obliczenia wytrzymałościowe modelu MES ortezy pozwoliły dobrać optymalną grubość ortezy. Słowa kluczowe: analiza wytrzymałościowa, analiza ruchu, ortezy, skaner 3D ASSISTIVE RESEARCH IN DESIGNING OF PERSONALIZED AFO/DAFO ORTHOSIS Summary The research is concerned with support of the process of preparation and selection of lower limb individual orthosis. The paper presents the analysis of gait in patients with cerebral palsy CP in varying forms and degrees of motor impairment. The results obtained from laboratory tests of children s gait were used for the preparation of orthopedic orthosis in the form of AFO (ankle foot orthosis) type or DAFO (dynamic ankle foot orthosis) type. The article also describes the methodology of strength analysis of orthosis with the use of the Finite Element Method (FEM). A manual 3D scanner was applied in the process of the preparation of individual orthosis. A 3D geometrical model was developed for individual ankle orthosis based on the results of the scan. Further a devised 3D discretized model FEM allowed to carry out of strength analysis and choose the optimum orthosis thickness. Keywords: strength analysis, motion analysis, orthosis, 3D scanner 1. WSTĘP Statystyczne zestawienia dotyczące stanu zdrowia ludności Polski pokazują, że około 10% ludności stanowią osoby niepełnosprawne. Dominującą grupę osób niepełnosprawnych stanowią osoby z uszkodzeniami i chorobami narządu ruchu (55,8%), to prawie dwa miliony osób potrzebujących zaopatrzenia ortopedycznego. Wśród metod stosowanych w leczeniu deficytu ruchu można wyróżnić: rehabilitację, leczenie operacyjne, stosowanie leków doustnych, leczenie toksyną botulinową oraz stosowanie różnego rodzaju ortez i aparatów 40

Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Iwona Chuchnowska, Wojciech Wolański, Robert Michnik, Maksymilian Śmiech, Radosław Czyrnia, Marek Gzik ortopedycznych. Najczęściej ze względu na złożoność uszkodzenia narządu ruchu stosuje się kombinację wyżej wymienionych metod. Niniejsza praca dotyczy przygotowania spersonalizowanego sprzętu ortopedycznego, a w szczególności ortez kompensacyjnych kończyny dolnej AFO oraz DAFO (dynamiczna orteza stawu skokowego i stopy). Zadaniem wymienionych ortez jest wspieranie mobilności pacjenta. Mogą one być wytwarzane seryjnie lub indywidualnie. Prawidłowy dobór ortezy jest kluczowym elementem poprawnego procesu leczenia schorzeń układu ruchu [7]. Decydujący wpływ na wybór ortezy ma rodzaj schorzenia pacjenta (koślawość lub szpotawość) oraz stopień deformacji stawu skokowego. Wytwarzanie wykonywanej na zamówienie łuski AFO jest zadaniem bardzo wymagającym. Ilość czasu potrzebna na wykonanie ortezy zależy od jej rodzaju. Pierwszy etap przygotowania ortezy obejmuje badania fizykalne przeprowadzane przez rehabilitanta lub ortotyka. Badania te mają na celu zidentyfikowanie problemów dotyczących budowy fizjologicznej narządu ruchu oraz przeprowadzenie korekcji stawu. Przeprowadzone czynności korygujące przez ortotyka mają za zadanie przygotowanie stawu skokowego oraz podeszwy stopy do pobrania miary odlewu gipsowego. Jakość uzyskanej funkcji leczniczej ortezy zależy w dużym stopniu od tego etapu. Doświadczenie osoby przeprowadzającej dobór ortezy do zidentyfikowanego schorzenia, stanowi kluczowy element prawidłowego działania ortezy oraz dopasowania jej do cech antropometrycznych pacjenta. Drugim etapem związanym z tradycyjnym wytwarzaniem ortezy AFO jest utworzenie odlewu gipsowego (negatywu, czyli miary gipsowej oraz pozytywu, czyli modelu gipsowego ) chorej kończyny pacjenta. Następnie pozytyw odlewu jest odpowiednio formowany w sposób mechaniczny, nanoszone są punkty korekcyjne, ściągane wymiary charakterystycznych punktów anatomicznych oraz wyznaczane łuki anatomiczne. Po zakończeniu obróbki wykańczającej na odlew nanoszony jest, zaczynając od pięty, rozgrzany materiał termoplastyczny o grubości 3 do 5 milimetrów. Dobierana jest również wyściółka ortezy, dopasowana wcześniej do pozytywu modelu kończyny - jej grubość zazwyczaj wynosi ok. 4 milimetrów przed termoformowaniem i 2 mm po obróbce. Rys. 1. Tradycyjny proces doboru cech konstrukcyjnych spersonalizowanej ortezy Przedstawiona metoda tradycyjnego doboru cech konstrukcyjnych ortezy posiada szereg wad, które mogą wpłynąć na wadliwą ich konstrukcję [2]. Cały proces budowy spersonalizowanej ortezy opiera się na doświadczeniu ortotyka oraz jego subiektywnej oceny rzeczywistości. Generuje to szereg problemów związanych przede wszystkim z błędnym dopasowaniem ortezy oraz niewłaściwą korekcją deformacji. Ortotyk nie posiada także wiedzy na temat pracy ortezy podczas chodu pacjenta i nie ma pewności czy jest to optymalna postać konstrukcyjna ortezy. Doświadczenia zakładów ortopedycznych pokazują, że dobór ortezy jest procesem iteracyjnym z wieloma poprawkami jej konstrukcji. Powoduje to zwiększenie kosztów ortezy oraz wydłużenie czasu potrzebnego do uzyskania akceptowalnych cech konstrukcyjnych ortezy. Łuski wytwarzane na zamówienie charakteryzują się stosunkowo wysoką ceną, co może uniemożliwiać ich stosowanie wielu pacjentom. Odlew gipsowy (negatyw) jest jednorazowy i nie można na nim nanosić poprawek, podobnie jak na głównym zarysie ortezy. W przypadku większych błędów, przy których nie wystarczy korekta wkładki, istnieje konieczność wykonania od początku całej ortezy. Uwzględniając przedstawione problemy takiego sposobu postępowania, zaproponowano wsparcie inżynierskie procesu projektowania ortez na każdym z etapów wytwarzania. 2. METODYKA BADAŃ W pracy przedstawiono badania wspomagające proces przygotowania spersonalizowanego sprzętu zaopatrzenia ortopedycznego dla wybranych pacjentów. Grupę badawczą stanowiło 5 dzieci z mózgowym porażeniem dziecięcym (MPD) o różnej postaci i stopniu upośledzenia ruchowego. Wszystkie dzieci w procesie rehabilitacji 41

INŻYNIERSKIE WSPOMAGANIE PROJEKTOWANIA SPERSONALIZOWANYCH ORTEZ korzystają wspomagająco z zaopatrzenia ortopedycznego w postaci ortez typu AFO lub DAFO wytworzonych sposobem tradycyjnym w różnych zakładach ortotycznych. Metodykę prowadzonych badań podzielono na kilka etapów i przedstawiono na schemacie blokowym zaprezentowanym na rys. 2. Badania prowadzono w Laboratorium Analizy Ruchu Katedry Biomechatroniki przy wykorzystaniu systemu do trójpłaszczyznowej analizy chodu BTS Smart. System składał się z ośmiu kamer optoelektronicznych umożliwiających rejestrowanie położenia pasywnych markerów w przestrzeni oraz dwóch platform dynamometrycznych firmy Kistler. Częstotliwość rejestracji klatek obrazu przez kamerę w trakcie badania wynosiła 250 Hz. Umiejscowienie markerów było zgodne z protokołem Davisa, do obliczeń wykorzystano model wbudowany w System BTS. Analiza chodu pacjenta Skanowanie 3D i przygotowanie spersonalizowanej ortezy Model 3D CAD spersonalizowanej ortezy stawu skokowego Model parametryczny 3D CAD ortezy stawu skokowego Analiza wytrzymałościowa ortezy stawu skokowego z wykorzystaniem metody MES Rys. 2. Metodyka prowadzonych badań Każdy pacjent był badany dwukrotnie. Pierwsze badanie miało na celu ocenę narządu ruchu dziecka podczas chodu bez zaopatrzenia ortopedycznego. Natomiast drugie badanie miało na celu ocenę chodu pacjenta w ortezie z dopasowanym do niej obuwiem. Podczas tej analizy dokonywana jest weryfikacja funkcji korekcyjnych, jakie łuska powinna spełniać. Każdy pomiar składał się z dziesięciu przejść. Otrzymane wyniki dla każdego badania uśredniono, aby wyeliminować losowe błędy pomiarowe. Oceny chodu dokonano na podstawie zestawu szesnastu wybranych parametrów kinematycznych i czasowo-przestrzennych, które zdaniem klinicystów trafnie opisują chód pacjenta z MPD. Na podstawie zestawu wybranych parametrów wyznaczono wskaźnik normalności chodu Gillette Gait Index (GGI) zaproponowany przez Schutte i współautorzy [5] oraz wskaźnik Gait Deviation Index (GDI), bazujący na wielkościach kinematycznych, którego autorem jest Schwartz i współautorzy [6]. Rys. 3. Badanie chodu pacjenta bez zaopatrzenia ortopedycznego GGI jest wskaźnikiem określającym stopień normalności chodu i jest wyrażony w postaci jednej liczby, która jest uznana za miarę odległości między zestawem dyskretnych parametrów chodu danego pacjenta, a średnimi parametrami chodu osoby zdrowej. Zestawy parametrów mogą być przedstawiane w postaci wektorów wielowymiarowej przestrzeni, w której liczba zmiennych wyznacza wymiary tej przestrzeni (długość wektorów) [1,4,5]. W celu uniknięcia błędów wynikających na przykład z współzależności niektórych zmiennych i stosowania różnych jednostek, do obliczenia odległości między zestawami danych wykorzystuje się metody statystyki wielowymiarowej. W badaniach przeprowadzonych przez Jochymczyk-Woźniak [3] wykazano, że, wartość normatywna wskaźnika GGI wynosi 15,71 (7,46 30,00). W celu uproszczenia analizy wyników wyznaczono zakresy klasyfikacji danego parametru, zaczynając od bardzo dobrego przez dopuszczalny, słaby, a kończąc na bardzo słabym. Wynik bardzo dobry określony jest kolorem zielonym, jego zakres to wartość normy +/- odchylenie standardowe. Kolejny zakres to wartość normy +/- dwa odchylenia standardowe, jest to wynik dopuszczalny zaznaczony na żółto. Kolor pomarańczowy zawiera wyniki wartości normy +/- trzy odchylenia standardowe, wynik słaby. Wszystkie wyniki powyżej i poniżej pomarańczowego zakresu są bardzo słabe i mają nadany kolor czerwony. Wskaźnik odchylenia chodu GDI, podobnie jak GGI, został wprowadzony, jako miara ogólnej patologii chodu i definiowany jest jako miara odległości między kinematyką patologicznego chodu a normalnego wzorca chodu. Do wyznaczenia wskaźnika GDI brano pod uwagę 9 zmiennych kinematycznych chodu, opisujących kinematykę stawu biodrowego i miednicy we wszystkich trzech płaszczyznach, kinematykę stawu kolanowego i skokowego w płaszczyźnie strzałkowej oraz progresję stopy. Osiągnięta wartość wskaźnika GDI wskazuje na odległości badanego chodu danej osoby od chodu prawidłowego (TD). Wskaźnik GDI rozpatrywany jest niezależnie dla każdej kończyny dolnej [6] uzyskany wynik GDI jest interpretowany w następujący sposób: 42

Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Iwona Chuchnowska, Wojciech Wolański, Robert Michnik, Maksymilian Śmiech, Radosław Czyrnia, Marek Gzik gdy GDI 100, chód badanej osoby jest zbliżony do chodu grupy kontrolnej TD. każda zmiana wskaźnika GDI o 10 poniżej 100, oznacza jedno odchylenie standardowe od średniej TD. Do dalszych badań modelowych wykorzystano ortezę typu AFO jednego z pacjentów. Zeskanowana orteza posłużyła do identyfikacji parametrów konstrukcyjnych. Zastosowanie skanera 3D umożliwiło dokładne określenie cech geometrycznych powierzchni podudzia stykającej się z ortezą oraz postać geometryczną ortezy. Pozyskane dane w procesie tworzenia modelu 3D ortezy posłużyły do opracowania modelu geometrycznego. W pracy zastosowano ręczny skaner laserowy, który umożliwia tworzenie cyfrowego zapisu opisującego postać geometryczną mierzonego obiektu. W skanerze laserowym do odwzorowania geometrii wykorzystuje się znajomość zależności geometrycznych pomiędzy wiązką lasera, która rozprasza się na powierzchni skanowanej, a współrzędnymi jej obrazu rejestrowanego na detektorze. Wynikiem skanowania jest chmura punktów, którą należy poddać triangulacji, aby uzyskać model geometryczny, a następnie model dyskretny. Na rysunku 4 przedstawiono siatkę trójkątów uzyskaną ze skanowania 3D ortezy stawu skokowego oraz jej model klasy CAD. a) b) Rys. 4. Efekty procesu skanowania spersonalizowanej ortez: a) siatka trójkątów reprezentująca skan 3D ortezy stawu skokowego pacjenta, b) 3D model CAD ortezy AFO Kolejny etap procesu przygotowania ortezy AFO obejmował budowę modelu dyskretnego 3D. Model przestrzenny CAD został podzielony z użyciem dziewięciowęzłowych tetrahedrycznych elementów skończonych. W wyniku tego uzyskano model dyskretny ortezy AFO zawierający 30 000 elementów skończonych przedstawiony na rysunku 5. Tak przygotowany model MES umożliwi dostosowanie cech konstrukcyjnych produktu do wymagań wynikających ze szczególnych dysfunkcji pacjenta. Rys. 5. Zdyskretyzowany model ortezy AFO Obliczenia przeprowadzono z użyciem metody elementów skończonych (MES), co umożliwiło przeprowadzenie wielowariantowej analizy wpływu zmian postaci konstrukcyjnej na zachowanie założonych wymagań. Za dane wejściowe do analizy wytrzymałościowej modelu ortezy posłużyły informacje z analizy chodu (reakcje podłoża) oraz skanowania 3D (postać geometryczna ortezy). Grubość ortezy przyjęto za główny parametr, który podlegał zmianie w trakcie przeprowadzonych symulacji. Uzyskiwanymi wynikami z badań MES są odkształcenie, naprężenie oraz przemieszczenie określające nowe położenia poszczególnych węzłów siatki po zmianie stanu ciała. Ze względu na zapewnienie odpowiedniej sprężystości/sztywności szczególnie są istotne informacje o przemieszczeniach w poszczególnych fragmentach modelu ortezy AFO. Również wyznaczone naprężenia pozwalają ocenić, czy nie zostały przekroczone wartości dopuszczalne. Na podstawie zidentyfikowanego stanu obciążenia ortezy wynikającego z analizy chodu przyjęto warunki brzegowe, w których źródłem obciążenia zewnętrznego były reakcje podłoża (rys. 6). W rozważanych przypadkach wartości reakcji podłoża wynosiły odpowiednio: dla Pacjenta 1 203N i 176N dla Pacjenta 2. Na rys. 6 przedstawiono schemat obciążenia modelu ortezy AFO. W analizie wytrzymałościowej założono materiał liniowosprężysty odpowiadający polipropylenowi o następujących własnościach: - moduł Younga - 1300 MPa, - współczynnik Poissona - 0,45. a) b) Rys. 6. Warunki brzegowe ortezy AFO: a) miejsce podparcia, b)- miejsce obciążenia 43

INŻYNIERSKIE WSPOMAGANIE PROJEKTOWANIA SPERSONALIZOWANYCH ORTEZ 3. WYNIKI Dla wszystkich badanych pacjentów wyznaczono wskaźniki GGI oraz GDI klasyfikujące jednoznacznie chód pacjenta. Na rys. 7 i 8 przedstawiono wartości wskaźnika GGI w odniesieniu do normy dla prawej i lewej kończyny w badaniu wstępnym (oceniającym aparat ruchu podczas chodu bez ortez) oraz w badaniu weryfikującym funkcje korekcyjne zastosowanych ortez (ocena chodu w ortezach i dobranym odpowiednio obuwiu) odpowiednio dla Pacjenta 1 i Pacjenta 2. Rys. 7. Wartość wskaźnika GGI dla Pacjenta 1 w badaniu wstępnym i weryfikującym Wskaźnik GGI 350 300 250 200 150 100 50 0 Pacjent 2 Badanie wstępnebadanie weryfikujące Rys. 8. Wartość wskaźnika GGI dla Pacjenta 2 w badaniu wstępnym i weryfikującym Dla wszystkich badanych pacjentów wyznaczono parametry czasowo-przestrzenne, wielkości kinematyczne i dynamiczne. W tabeli 1 i 2 przedstawiono uzyskane dla Pacjenta 1 i Pacjenta 2 wartości 16 parametrów czasowo-przestrzennych i kinematycznych w odniesieniu do przyjętej skali. Tabela 1: Wartości 16 parametrów kinematycznych wyznaczonych dla pacjenta P1 Pacjent 1 1) Procentowy udział fazy podparcia [% cyklu chodu] 2) Znormalizowana prędkość chodu 3) Częstotliwość stawiania kroków [krok/s] 4) Średnie przodopochylenie miednicy w płaszczyźnie strzałkowej 5) Zakres ruchu miednicy w płaszczyźnie strzałkowej 6) Średnia rotacja miednicy w płaszczyźnie poprzecznej 7) Minimalne zgięcie stawu biodrowego w płaszczyźnie strzałkowej 8) Zakres ruchu stawu biodrowego w płaszczyźnie strzałkowej 9) Minimalne odwodzenie stawu biodrowego 10) Średnia rotacja stawu biodrowego w fazie podparcia 11) Zgięcie stawu kolanowego na początku kontaktu z podłożem 12) Czas do maksymalnego zgięcia kolana [% of gait cycle] 13) Zakres przywodzenia odwodzenia stawu kolanowego 14) Szczytowe zgięcie grzbietowe w fazie podparcia 15) Szczytowe zgięcie grzbietowe w fazie wymachu 16) Średnie ustawienie stopy względem linii kierunkowej w fazie podparcia Badanie 1 bez ortez Badanie 2 w ortezach Prawa Lewa Prawa Lewa 72,98 75,05 74,70 81,08 0,23 0,23 0,14 0,14 1,87 1,87 1,86 1,86 20,76 20,76 21,49 21,49 6,35 6,35 4,53 4,53 0,78 0,78 1,22 1,22 17,10 20,30 18,65 20,50 23,86 26,06 24,05 21,25-5,33-11,63-5,45-17,85 15,22 19,29 12,19 15,93 13,95 22,73 19,75 21,85 78,06 80,63 76,24 82,51 42,73 37,10 37,05 40,50 8,50 18,46 10,60 17,00 1,60 14,63 6,20 9,65-20,42 0,91-21,19 5,23 Podczas badania chodu pacjenta P2 wykonanego w ortezach uzyskano niższe wartości wskaźnika GGI. Oznacza to, iż zastosowane ortezy spełniają założoną funkcję korekcyjną aparatu ruchu pacjenta. Poprawę funkcji lokomocyjnych w ortezach odzwierciedlają również wyższe wartości indeksu GDI (opisującego kinematykę chodu). 44

Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Iwona Chuchnowska, Wojciech Wolański, Robert Michnik, Maksymilian Śmiech, Radosław Czyrnia, Marek Gzik Tabela 2: Wartości 16 parametrów kinematycznych wyznaczonych dla pacjenta P2 Pacjent 2 Badanie 1 bez ortez Prawa Lewa Badanie 2 w ortezach Prawa Lewa 1) Procentowy udział fazy podparcia [% cyklu chodu] 2) Znormalizowana prędkość chodu 3) Częstotliwość stawiania kroków [krok/s] 4) Średnie przodopochylenie miednicy w płaszczyźnie strzałkowej 5) Zakres ruchu miednicy w płaszczyźnie strzałkowej 6) Średnia rotacja miednicy w płaszczyźnie poprzecznej 7) Minimalne zgięcie stawu biodrowego w płaszczyźnie strzałkowej 8) Zakres ruchu stawu biodrowego w płaszczyźnie strzałkowej 9) Minimalne odwodzenie stawu biodrowego 10) Średnia rotacja stawu biodrowego w fazie podparcia 11) Zgięcie stawu kolanowego na początku kontaktu z podłożem 12) Czas do maksymalnego zgięcia kolana [% of gait cycle] 13) Zakres przywodzenia odwodzenia stawu kolanowego 14) Szczytowe zgięcie grzbietowe w fazie podparcia 15) Szczytowe zgięcie grzbietowe w fazie wymachu 16) Średnie ustawienie stopy względem linii kierunkowej w fazie podparcia 54,99 56,15 53,55 52,85 2,76 2,73 2,06 2,04 3,78 3,78 3,34 3,34 18,47 18,47 13,15 13,15 8,525 8,525 8,1 8,1 3,76 3,76-0,19-0,19 10,10 2,05 8,96 1,83 43,45 58,85 41,86 53,60-7,25-18,85-10,83-22,56 15,83 11,14 21,97 1,77 15,40 11,60 26,98 13,58 64,89 73,03 66,81 67,44 64,00 74,30 71,06 73,16-2,50 4,90 5,23 9,16-13,00-0,95 5,10 4,23-26,79 9,02 3,65-8,52 Rys. 10. Wartość wskaźnika GDI dla Pacjenta 1 w badaniu wstępnym i weryfikującym Przyglądając się bliżej wartościom poszczególnych parametrów wskaźnika GGI, zauważono, iż podczas noszenia ortez poprawie uległy następujące parametry: prędkość chodu, ruchomość miednicy w płaszczyźnie strzałkowej, rotacja miednicy, maksymalna wartość zgięcia podeszwowego stopy w fazie podporu i wymachu oraz ustawienie stopy względem linii kierunkowej chodu. W przypadku Pacjenta P1 uzyskane wyniki wskazują na nieprawidłowe dopasowanie ortez do funkcji lokomocyjnych pacjenta. Świadczy o tym wyższa wartość wskaźnika GGI w badaniu weryfikującym stosowane ortezy niż w badaniu wstępnym. Odzwierciedlają to także wartości wskaźnika GDI, które dla badania chodu wykonanego w ortezach przyjmują niższe wartości. Zastosowane ortezy wpływają szczególnie negatywnie na następujące parametry: ruchomość miednicy w płaszczyźnie strzałkowej, średnia rotacja miednicy, maksymalna wartość odwodzenia w stawie biodrowym w fazie wymachu, wartość zgięcia stawu kolanowego w momencie kontaktu stopy z podłożem oraz ustawienie stopy względem linii kierunkowej chodu. Obliczenia numeryczne w zakresie analizy wytrzymałościowej potwierdziły wyniki badań weryfikujących skuteczność ortez dobranych dla poszczególnych pacjentów. Uzyskane mapy naprężeń zredukowanych według hipotezy Hubera - von Misesa (rys. 11) oraz mapy przemieszczeń (rys. 12) dla ortezy Pacjenta 1 świadczą o niewłaściwie dobranej grubości. Ten przypadek uwidacznia potrzebę dalszych poszukiwań optymalnych parametrów konstrukcyjnych ortezy. Rys. 9. Wartość wskaźnika GDI dla Pacjenta 1 w badaniu wstępnym i weryfikującym Rys. 11. Mapa naprężeń zredukowanych wg hipotezy Huberavon Misesa ortezy AFO (MPa) 45

INŻYNIERSKIE WSPOMAGANIE PROJEKTOWANIA SPERSONALIZOWANYCH ORTEZ dobra, lecz nie optymalna i wymaga dalszego dostosowania grubości do wymagań związanych z warunkami jej stosowania. Informacja ta została przekazana technikom pracowni ortotyki ortopedycznej. Natomiast dalsze prace w poszukiwaniu optymalnej grubości zostały zaniechane przez autorów ze względu na rozważania i podjęte próby opracowania nowej konstrukcji ortezy. 4. DYSKUSJA WYNIKÓW Rys. 12. Mapa przemieszczeń ortezy AFO (mm) Wyniki przeprowadzonych obliczeń numerycznych wskazują na zbyt dużą podatność konstrukcji ortezy, która w niewystarczającym stopniu stabilizuje kończynę. Uzyskane maksymalne przemieszczenie ortezy równe 23 mm świadczy o zgięciu ortezy w obszarze stawu skokowego o kąt ok. 8 stopni. Ten wynik jest zgodny z pomiarem kąta zgięcia stawu skokowego otrzymanego z badań doświadczalnych chodu Pacjenta 1 w ortezie. Potwierdzeniem niewystarczającej sztywności ortezy są również wyniki przeprowadzonej optymalizacji kształtu ortezy (shape optimization). Przyjęta za kryterium optymalizacyjne masa ortezy została wyrażona funkcją celu w poszukiwaniu minimalnej masy. Za główną zmienną decyzyjną opisującą konstrukcję przyjęto grubość ortezy przy ograniczeniu wynikającym z naprężenia dopuszczalnego, tj. naprężenie ortezy dla zadanej grubości ortezy nie może być mniejsze niż dopuszczalne. Przy zadanych warunkach brzegowych i dla zadanego obciążenia otrzymano sposób rozmieszczenia materiału przeznaczonego do wykonania konstrukcji ortezy tak, aby jej masa była minimalna. Na rys. 13 przedstawiano wynik optymalizacji świadczący o niewielkim nadmiarze materiału w okolicy podudzia, a na pozostałej części ortezy jego niedoborze. Rys. 13. Optymalny rozkład materiału w modelu ortezy Na podstawie przeprowadzonej optymalizacji można wnioskować, że zaprojektowana konstrukcja ortezy jest Przedstawione badania mają charakter aplikacyjny i pozwalają na przygotowanie spersonalizowanych ortez kończyny dolnej o parametrach dopasowanych do funkcji lokomocyjnych pacjenta. Wstępne wyniki potwierdzają potrzebę uwzględniania w procesie przygotowania indywidualnych ortez analizy wytrzymałościowej. Dobór ortezy wspomagany skanowaniem 3D oraz obliczeniami numerycznymi pozwala uprościć tradycyjny sposób pobierania form kończyny dolnej oparty na żmudnych pracach rzemieślniczych. Dodatkowo przeprowadzenie procesu optymalizacji pozwala optymalnie dopasować sztywność/sprężystość ortezy, a tym samym uniknąć dodatkowych modyfikacji konstrukcji. Przeprowadzone analizy pozwoliły wyciągnąć wnioski, które mogą pomóc specjalistom z dziedziny ortotyki, a mianowicie: analiza MES ortezy pozwala na określenie newralgicznych miejsc, w których najczęściej ulega ona uszkodzeniu, na podstawie wyników obliczeń możliwe jest dobranie optymalnej grubości ortezy, dopasowanej indywidualnie do pacjenta, analiza chodu pozwala weryfikować skuteczność ortez, których dobór metodą tradycyjną nie zawsze gwarantuje prawidłową korekcję narządu ruchu dzieci z porażeniem mózgowym; badania chodu są jedynym źródłem informacji potwierdzającym optymalne dopasowanie ortezy. Na podstawie przeprowadzonych badań eksperymentalnych i modelowych oraz istniejącego stanu wiedzy o procesie produkcji ortez AFO lub DAFO zaproponowana metodyka badań pozwala zminimalizować problemy związane z ich dopasowaniem, a także komplikacji występujących podczas procesu ich projektowania. Zaprezentowane badania mogą stanowić wyjście do dalszych badań zmierzających do komputerowego wspomagania wytwarzania (CAM) ortezy AFO lub DAFO. Optymalna postać konstrukcyjna ortezy uzyskiwana na podstawie proponowanych badań wspomagających przygotowanie spersonalizowanych ortez kończyny dolnej może być wytwarzana różnymi technologiami szybkiego prototypowania (drukarki 3D) czy obrabiarkami klasy CNC. 46

Katarzyna Jochymczyk-Woźniak, Iwona Chuchnowska, Wojciech Wolański, Robert Michnik, Maksymilian Śmiech, Radosław Czyrnia, Marek Gzik Literatura 1. Assi A, Ghanem I., Lavaste F., Skalli W.: Gait analysis in children and uncertainty assessment for Davis protocol and Gillette Gait Index, Gait & Posture 2009, Vol. 30, Iss. 1, p. 22 26. 2. Bogusławski G., Gralewski J., Grądzki R.: Modelowanie ortezy kończyny dolnej. Aktualne Problemy Biomechaniki 2013, vol. 7, s. 23-26. 3. Katarzyna Jochymczyk-Woźniak: Metodyka inżynierskiego wspomagania diagnostyki narządu ruchu dzieci w wieku szkolnym. W: Wiodące prace doktorskie z biomechaniki u progu XXI wieku. Praca zbiorowa pod redakcją Andrzeja Wita. Warszawa: Polskie Towarzystwo Biomechaniki, 2014, s. 52-66. 4. Romei R., Galli M., Motta F., Schwartz M., Crivellini M.: Use of the normalcy index for the evaluation of gait pathology. Gait & Posture 2004, Vol. 19, Iss. 1, p. 85-90. 5. Schutte L., Narayanan U., Stout J.,Selber P., Gage J., Schwartz M.: An index for quantifying deviations from normal gait. Gait & Posture 2000, Vol. 11, p. 25-31. 6. Schwartz M., Rozumalski A.: The gait deviation index: a new comprehensive index of gait pathology. Gait & Posture 2008, Vol. 28, p. 351 357. 7. Syczewska M., Święcicka A., Kalinowska M., Gaff K.: Zastosowanie ilościowej, obiektywnej analizy chodu do oceny doboru zaopatrzenia ortopedycznego u dzieci z mózgowym porażeniem dziecięcym (analiza chodu w doborze zaopatrzenia ortopedycznego w mpdz). Fizjoterapia Polska 2006, t. 4, vol. 4, s. 298-303. 47