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PROJETO MECÂNICO DE UMA PRÓTESE TRANSFEMORAL ATIVA COM
ATUADOR ELÁSTICO EM SÉRIE
Alberto Rodrigues Neto
Projeto de Graduação apresentado ao Curso de
Engenharia Mecânica da Escola Politécnica,
Universidade Federal do Rio de Janeiro, como
parte dos requisitos necessários à obtenção do
título de Engenheiro.
Orientador:
Prof. Armando Carlos de Pina Filho, D.Sc.
RIO DE JANEIRO, RJ – BRASIL
SETEMBRO DE 2018
UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO
DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA MECÂNICA
DEM / POLITÉCNICA / UFRJ
PROJETO MECÂNICO DE UMA PRÓTESE TRANSFEMORAL ATIVA COM
ATUADOR ELÁSTICO EM SÉRIE
Alberto Rodrigues Neto
PROJETO FINAL SUBMETIDO AO CORPO DOCENTE DO DEPARTAMENTO DE
ENGENHARIA MECÂNICA DA ESCOLA POLITÉCNICA DA UNIVERSIDADE
FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS
NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE ENGENHEIRO MECÂNICO.
Aprovado por:
_______________________________________________
Prof. Armando Carlos de Pina Filho, D. Sc. (Orientador)
_______________________________________________
Prof. Fábio Luiz Zamberlan, D. Sc.
_______________________________________________
Prof. Jules Ghislain Slama, D. Sc.
RIO DE JANEIRO, RJ – BRASIL
SETEMBRO DE 2018
i
Rodrigues Neto, Alberto
Projeto mecânico de uma prótese transfemoral ativa com
atuador elástico em série / Alberto Rodrigues Neto – Rio de
Janeiro : UFRJ / Escola Politécnica, 2018.
vi, 74 p.: il.; 29,7 cm.
Orientador: Armando Carlos de Pina Filho
Projeto de Graduação – UFRJ / Escola Politécnica / Curso
de Engenharia Mecânica, 2018.
Referências Bibliográficas : p. 44-47.
1. Prótese transfemoral. 2. Prótese ativa. 3. Atuador
elastico em série. 4. SEA. I. Pina Filho, Armando Carlos de.
II. Universidade Federal do Rio de Janeiro, Escola
Politécnica, Curso de Engenharia Mecânica. III. Projeto
mecânico de uma prótese transfemoral ativa com atuador
elástico em série.
Dedico este trabalho à minha família.
ii
AGRADECIMENTOS
Agradeço à Deus pela minha vida e por guiar meus passos até aqui, pela alegria
dos bons momentos e pelo apoio nos momentos ruins.
Agradeço à minha família, todos eles ajudaram a formar a pessoa que sou hoje e
sempre me incentivaram durante a faculdade. Por minha vida acadêmica, agradeço aos
meus pais, especialmente à minha mãe, que sempre foi rigorosa quando o assunto era
estudo, e por isso pude cursar essa faculdade de excelência. Agradeço à minha irmã, que
sempre foi um exemplo a ser seguido. Agradeço também à minha namorada, que me
apoiou e incentivou durante o fim da faculdade.
Pelo tempo compartilhado na faculdade, devo um agradecimento aos amigos que
fiz, não apenas do curso de engenharia, com quem pude compartilhar momentos de
alegria e descontração, que tornaram a rotima da faculdade menos pesada. Claro que
com os amigos de engenharia também compartilhei muitos momentos de estudo que
sem dúvida me ajudaram a vencer os obstáculos da faculdade. Agradeço também aos
amigos do tempo de vestibular, por compartilhar o desejo de estar em uma grande
universidade, e me ajudarem a alcançar esse objetivo.
Certamente não posso deixar de agradecer à UFRJ, ao Departamento de
Engenharia Mecânica e seus professores, com quem pude aprender muito sobre a
profissão que escolhi seguir. Agradeço ao professor Armando, por quem tive simpatia
ainda no começo da faculdade, e que posteriormente se tornou meu orientador.
Obrigado pela disponibilidade, paciência e orientação. Agradeço aos integrantes da
banca pela disponibilidade de participar deste momento importante para mim.
Afirmo que minha conquista do grau de engenheiro mecânico também é uma
conquista de cada um mencionado anteriormente.
iii
Resumo do Projeto de Graduação apresentado à Escola Politécnica / UFRJ como parte
dos requisitos necessários para a obtenção do grau de Engenheiro Mecânico.
PROJETO MECÂNICO DE UMA PRÓTESE TRANSFEMORAL ATIVA COM
ATUADOR ELÁSTICO EM SÉRIE
Alberto Rodrigues Neto
Setembro / 2018
Orientador : Armando Carlos de Pina Filho
Curso : Engenharia Mecânica
A tecnologia atualmente nos pemite conviver muito bem com problemas que antes
poderiam mudar a vida de uma pessoa, como o caso da perda de um membro. O
desenvolvimento de produtos na área de próteses vem trazendo ao amputado a
possibilidade de autonomia e de uma qualidade de vida igual a da maioria das pessoas.
Este trabalho tem como objetivo propor uma prótese ativa para amputação transfemoral,
acionada por parafuso de potência e com a tecnologia de atuador elástico em série
(SEA), que proporciona uma marcha mais parecida com a natural. O foco do trabalho é
o dimensionamento e seleção das partes estruturais e mecânicas da prótese.
Palavras-chave : prótese transfemoral, prótese ativa, atuador elástico em série, SEA.
iv
Abstract of Undergraduate Project presented to POLI / UFRJ as a partial fulfillment of
the requirements for the degree of Mechanical Engineer.
MECHANICAL DESIGN OF AN ACTIVE TRANSFEMORAL PROSTHESIS WITH
SERIES ELASTIC ACTUATOR
Alberto Rodrigues Neto
September / 2018
Advisor : Armando Carlos de Pina Filho
Course : Mechanical Engineering
Technology currently allows us to live very well with problems that could change a
person's life, such as the loss of a limb. The development of products in the area of
prostheses has brought to the amputee the possibility of autonomy and a quality of life
equal to that of most people. This project aims to propose an active prosthesis for
transfemoral amputation, driven by a power screw and with the technology of series
elastic actuator (SEA), that provides a gait more similar to the natural one. The focus of
the project is the sizing and selection of the structural and mechanical parts of the
prosthesis.
Keywords : transfemoral prosthesis, active prosthesis, series elastic actuator, SEA.
v
Sumário1. Introdução......................................................................................................................1 1.1. Motivações e Objetivo............................................................................................1 1.2. Metodologia............................................................................................................1 1.3. Estrutura do trabalho..............................................................................................22. Aspectos biológicos.......................................................................................................3 2.1. Amputação..............................................................................................................3 2.2. Cinesiologia............................................................................................................3
2.2.1. Planos e eixos................................................................................................4 2.2.2. Movimentos...................................................................................................5 2.2.3. Ossos.............................................................................................................6 2.2.4. Articulações...................................................................................................8 2.2.5. Músculos.....................................................................................................11
2.3. A Marcha Humana................................................................................................133. Próteses........................................................................................................................16 3.1. Encaixe.................................................................................................................16 3.2. Suspensão.............................................................................................................18 3.3 Joelho.....................................................................................................................18 3.4. Pé..........................................................................................................................20 3.5. Tecnologias aplicadas em próteses.......................................................................20
3.5.1. O fluido magneto-reológico........................................................................21 3.5.2. O atuador elástico em série.........................................................................21 3.5.3. Controle.......................................................................................................25
4. Projeto Mecânico.........................................................................................................26 4.1. Considerações do projeto......................................................................................26 4.2. Estrutura................................................................................................................27 4.3. Acionamento.........................................................................................................31 4.4. Rolamentos...........................................................................................................33 4.5. Barra de apoio.......................................................................................................34 4.6. Elemento elástico..................................................................................................34 4.7. Motor....................................................................................................................36 4.8. Redutor.................................................................................................................37 4.9. Correias e Polias...................................................................................................37 4.10. Conjunto.............................................................................................................385. Conclusão e propostas.................................................................................................426. Referências Bibliográficas...........................................................................................44Anexos – Catálogos de fabricantes..................................................................................48Apêndice – Desenhos Técnicos.......................................................................................61
vi
1. IntroduçãoNeste inicio do trabalho serão apresentados motivos que levaram ao
desenvolvimento deste tema como o trabalho de conclusão de curso e também como ele
estará dividido nas seções subsequentes.
1.1. Motivações e Objetivo
O autor deste trabalho teve a feliz oportunidade de trabalhar nos Jogos
Olímpicos e Paralímpicos Rio 2016, onde a diversidade era algo muito visível no dia a
dia. Com a chegada das Paralimpíadas e seus paratletas, o espírito de inclusão se
mostrou ainda mais forte.
Este ficava muito impressionado com a autonomia dos atletas, funcionários e
voluntários, apesar dos diversos tipos de deficiência. Desempenhar as atividades
corriqueiras era muito natural, e alguns aparelhos ajudam nessa melhoria da qualidade
de vida das pessoas com deficiência, como as cadeiras de roda e as próteses.
No Brasil, estima-se que a incidência de amputações seja de 13,9 por 100000
habitantes/ano (CARVALHO, 2005), sendo que aproximadamente 85% destas
amputações são de membros inferiores.
Deste modo, procurando conhecer melhor esse mecanismo tão importante na
inclusão de amputados, resolveu-se fazer do projeto final um projeto de uma prótese
trasfemural ativa, mais precisamente o mecanismo do joelho, responsável pelo
movimento de flexão e extensão. A amputação trasfemural acontece na altura da coxa,
logo, a prótese completa consiste em uma parte da coxa, o joelho, a perna, o tornozelo e
o pé.
Durante o trabalho procurou-se utilizar os conhecimentos adquiridos ao longo do
curso de Engenharia Mecânica para projetar esta prótese o mais funcional, confortável e
acessível possível.
1.2. Metodologia
Após a definição do tema, iniciou-se uma pesquisa do funcionamento do
membro inferior do corpo humano, através de livros e artigos eletrônicos. Então foi
1
necessário buscar informações sobre as próteses, suas partes, tipos e novas tecnologias,
onde artigos científicos foram de grande importância, pois continham as mais novas e
diferentes abordagens no tema de próteses.
Depois destas pesquisas, foi possível definir a prótese a ser desenvolvida, suas
principais características e componentes. Então, com a ajuda de planilhas de cálculo e
catálogo de fabricantes, as partes da prótese foram dimensionadas ou selecionadas.
Enfim, as peças foram desenhadas com o programa Solidworks e seus desenhos
técnicos foram obtidos.
1.3. Estrutura do trabalho
Após a introdução, o trabalho irá introduzir aspectos da amputação e da
reabilitação do amputado. Também será aprasentado como são as estruturas dos
membros inferiores do corpo humano, falando um pouco dos sistemas ósseo, artilular e
muscular, e mostrando várias imagens de cada sistema. Além disso, apresentará a
marcha humana e suas principais características.
O trabalho segue mostrando as próteses e seus principais componentes, assim
como tipos de próteses e suas principais diferenças. Serão apresentadas as principais
tecnologias aplicadas em próteses já no mercado através das grandes empresas do ramo
ou em desenvolvimento nos laboratórios das melhores universidades do mundo.
Então, o trabalho desenvolverá o projeto mecânico, primeiro mostrando as
considerações feitas para o projeto da prótese e depois detalhando o dimensionamento,
seleção e desenho de cada componente, como estrutura, acionamento, elementos de
união e acoplamentos.
Após o desenvolvimento do projeto mecânico, é possível concluir o trabalho,
destacando de que forma ele contribui para a área de próteses, considerando seus
limites, e propondo as questões a serem desenvolvidas neste trabalho futuramente. Além
disso, é dada uma visão geral sobre o estudo das próteses ativas e suas perspectivas.
2
2. Aspectos biológicos
2.1. Amputação
Os Primeiros relatos deste procedimento datam de 45 mil anos atrás
(VARELLA, 2016), e desde então a prática evoluiu, e com ela surgiram novos métodos
e formas de reabilitação física e mental.
A amputação consiste na remoção de uma extremidade do corpo, e as causas
mais comuns são de ordem vascular, por tumores e traumas decorrentes de acidentes em
diversas situações. Nessa situação, o mais importante é a pessoa e não o membro
amputado, tornando-se imprescindível uma abordagem global do paciente, de forma a
assegurar o máximo de suas potencialidades físicas e psicológicas.
Os procedimentos para amputação de membros inferiores ou superiores é um ato
de restauração de um órgão infermo, e não uma mutilação. Assim, é fundamental um
trabalho integrado dos diversos tipos de profissionais envolvidos na reabilitação do
paciente para estimular e valorizar a capacidade residual da pessoa atingida, buscando
uma recuperação total.
A reabilitação é considerada mais completa se for seguida da colocação de uma
prótese (ESILVA, 2007). O tratamento global e integrado do paciente determinará o
êxito de todo o trabalho reabilitacional programado. O objetivo final é capacitar o
paciente ao maior aproveitamento de suas potencialidades de forma que ele possa ser
independente nas atividades diárias da vida.
Inicialmente o paciente utiliza uma prótese chamada de pilão, com gesso, para
adequar o coto à utilização desse recurso, tornando-o mais fino, rígido e indolor para
que possa ocorrer um bom ajuste da prótese com o corpo. Além disso, o paciente deve
ter um tratamento com um fisioterapeuta para reeducação da marcha e aprender a usar a
prótese ao caminhar.
2.2. Cinesiologia
A cinesiologia é o estudo do movimento do corpo humano. Uma de suas
subdisciplinas é a biomecânica, que é a aplicação de princípios da mecânica no estudo
dos organismos vivos. A mecânica por sua vez é o ramo da física que analisa as ações de
3
forças sobre partículas e sistemas mecânicos, e que pode ser dividida em estática
(sistemas em estado constante) e dinânica (sistemas com aceleração). Os dados a seguir
terão como foco as estruturas dos membros inferiores, que são mais importantes na
marcha.
2.2.1. Planos e eixos
O método usado para descrever os movimentos humanos em três dimensões
baseia-se em um sistema de planos e eixos. Três planos são posicionados pelo corpo em
ângulos retos de modo que façam interseção no centro de massa do corpo (figura 1). O
plano sagital divide o corpo nas metades esquerda e direita, o plano frontal divide o
corpo em metades da frente e de trás e o plano transverso divide o corpo nas metades
superior e inferior. Os eixos são o mediolateral, que passa do lado direito ao esquerdo;
eixo sagital, que corre da frente para trás; e o longitudinal, que corta o corpo no sentido
encefalo-caudal.
4
Figura 1: planos anatômicos (ESILVA, 2007).
2.2.2. Movimentos
Existem seis movimentos básicos que ocorrem em combinações variáveis nas
articulações do corpo (tabela 1), que podem ser melhor visualizados na figura a seguir
(figura 2).
Tabela 1: movimentos anatônicos básicos
Flexão Movimento de curvar-se em que o ângulo relativo entre doissegmentos adjacentes diminui
Extensão Movimento de endireitamento em que o ângulo relativo entredois segmentos adjacentes aumenta à medida que a articulaçãoretorna para a posição anatômica
Abdução Movimento para longe da linha média do corpo ou segmento
Adução Movimento de retorno do segmento para a linha média do corpoou segmento
Rotação Medial Movimento de um segmento ao redor de um eixo vertical quepassa pelo segmento de modo que a superfície anterior dosegmento move-se em direção à linha média do corpo enquanto asuperfície posterior move-se para longe da linha média
Rotação Lateral Movimento oposto à rotação medial, superfície posterior dosegmento move-se em direção à linha média
5
Figura 2: movimentos básicos (ESILVA, 2007).
2.2.3. Ossos
O membro inferior é formado por 30 ossos: o fêmur, a patela, a tíbia, a fíbula, e
mais 26 que formam o pé (figura 8), divididos em tarsos (7), metatarsos (5) e falanges
(14). Esses membros são mais fortes e resistentes que os superiores pois fazem o
processo de locomoção, sustentação do corpo e postura. Os ossos servem de apoio para
os músculos e dão a rigidez necessária à sustentação do nosso corpo.
O fêmur é o osso mais longo e resistente do nosso corpo, ele é ligado ao osso do
quadril na parte superior e à tíbia e patela na parte inferior (figuras 3 e 5). A patela é um
osso localizado no interior do tendão do quadríceps femoral e na frente do joelho,
protegendo essa importante articulação (figura 7). A tíbia por sua vez funciona como
uma base para a articulação do fêmur, ela é ligada ao fêmur e fíbula na parte superior e à
fíbula e tálus na parte inferior. A fíbula situa-se lateralmente à tíbia e serve
principalmete para fixação de músculos, não possui função de sustentação de peso e
articula-se com a tíbia nas suas duas extremidades e com o tálus na parte inferior
(figuras 4 e 6).
6
Figura 3: fêmur, visão frontal e traseira (ANATOMIAONLINE, 2017).
7
Figura 4: tíbia e fíbula (ANATOMIA ONLINE, 2017).
Figura 5: extremidade do fêmur (ANATOMIA ONLINE, 2017).
Figura 6: extremidade da tíbia e fíbula (ANATOMIA ONLINE,2017).
2.2.4. Articulações
As articulações são ligações naturais existentes entre 2 ou mais ossos,
permitindo seus movimentos relativos. A articulação mais importante da perna é o
joelho (figuras 9, 10 e 11). O tornozelo (figuras 12 e 13) também tem importância na
marcha. Para serem mais estáveis, as articulações contam com a ajuda dos ligamentos e
meniscos, que estabilizam e amortecem os impactos.
Apesar de realizar um movimento similar, o joelho não funciona como uma
simples dobradiça, existe certo grau de deslizamento e rotação entre os ossos. A
articulação do joelho permite o movimento com 6 graus de liberdade, sendo que o
principal movimento ativo e importante para a marcha é o de flexão/extenção.
8
Figura 7: patela, visão frontal e traseira (ANATOMIA ONLINE, 2017).
Figura 8: ossos do pé (ANATOMIA ONLINE, 2017).
O tornozelo é capaz de realizar movimentos de extensão/flexão e
eversão/inversão do pé.
9
Figura 9: articulação do jelho com a cápsula ainda fechada e após rebater omúsculo quadríceps femoral e abrir a bolsa suprapatelar, vista anterior
(ANATOMIA ONLINE, 2017).
Figura 10: joelho em flexão de 90° (ANATOMIA ONLINE, 2017).
10
Figura 11: joelho estendido, visão lateral(ANATOMIA ONLINE, 2017).
Figura 12: ligamentos do tornozelo e pé, vista lateral (ANATOMIAONLINE, 2017).
2.2.5. Músculos
Os músculos são os tecidos responsáveis pelos movimentos dos animais, tanto
os movimentos voluntários, com os quais os animais interagem com o meio ambiente,
como os movimentos dos seus órgãos internos. Suas estruturas individualizadas cruzam
uma ou mais articulações e pela sua contração são capazes de transmitir-lhes
movimento, transformando energia química em energia mecânica.
O aparelho locomotor age como um sistema de alavancas, no qual os músculos
encarregam-se de imprimir a força, os ossos constituem as alavancas propriamente ditas
e as articulações são os pontos de apoio.
Dentre os principais grupos musculares da perna e suas funções estão os
anteriores da coxa, que são flexores da articulação coxo-femural e extensores do joelho;
os posteriores da coxa, que são extensores da articulação coxo-femural; os mediais da
coxa, adutores da articulação coxo-femural; anteriores da perna, que são dorsiflexores
do pé e extensores dos dedos; os laterais da perna, evertores do pé e flexores plantares;
os posteriores da perna, flexores plantares do pé e flexores dos dedos. As imagens a
seguir mostram com mais detalhes os músculos mencionados ( figuras 14 e 15).
11
Figura 13: tornozelo, vista posterior (ANATOMIA ONLINE,2017).
12
Figura 14: músculos da coxa e quadril, coma remoção da fáscia lata, vista anterior
(ANATOMIA ONLINE, 2017).
2.3. A Marcha Humana
É chamado de marcha o conjunto de movimentos rítmicos e alternados do tronco
e extremidades do corpo humano que resultam na sua locomoção (SILVA JUNIOR,
2010). As caracterísicas essenciais do movimento são as alternâncias cíclicas da função
de apoio entre os membros inferiores.
Um ciclo de marcha representa uma passada, ou seja, é contabilizado do
momento em que um pé entra em contato com o solo até o momento em que ele retoma
o contato com o solo após dar o passo (figura 16). O ciclo é dividido em duas fases
principais, a de apoio e a de balanço.
13
Figura 15: músculos da perna e pé após a remoção dasfácias, vista lateral (ANATOMIA ONLINE, 2017).
A fase de apoio é o intervalo em que o pé está em contato com o solo, e pode ser
subdividido em 3 fases: duplo apoio inicial, onde os dois pés estão em contato com o
solo, e o outro pé vai iniciar o passo; apoio simples, onde apenas um pé está em contato
com o solo, enquanto o outro dá um passo; e duplo apoio final, onde os dois pés estão
em contato com o solo novamente, após o outro pé ter dado um passo (ESILVA, 2007).
A fase de apoio representa 60% da duração do ciclo da marcha. A fase de balanço é a
fase em que o pé não está em contato com o solo.
Os eventos que compõem o ciclo da marcha são: contato inicial, aceitação da
carga, suporte médio, suporte final, pré-balanço, balanço inicial, balanço médio, balanço
final (ESILVA, 2007). Para cada um desses eventos o nosso corpo realiza ações que
serão melhores descritas na tabela 2.
14
Figura 16: ciclo da marcha (ESILVA, 2007).
Tabela 2: fases da marcha e suas ações musculares
Evento Objetivos mecânicos Grupos musculares ativos
Contato inicial Posicionar o pé, começar a
desaceleração
Dorsiflexores do tornozelo,
extensores do quadril,
flexores do joelho
Aceitação da carga Aceitar o peso, estabilizar a
pelve, desacelerar a massa
Extensores do joelho,
abdutores do quadril,
flexores plantares do
tornozelo
Suporte médio Estabilizar o joelho,
preservar o movimento
Flexores plantares do
tornozelo (isométricos)
Suporte final Acelerar a massa Flexores plantares do
tornozelo (concêntricos)
Pré-balanço Preparar para o balanço Flexores do quadril
Balanço inicial Elevar o pé, variar a cadência
Dorsiflexores do tornozelo, flexores do quadril
Balanço médio Elevar o pé Dorsiflexores do tornozelo
Balanço final Desacelerar a canela, desacelerar a perna, posicionar o pé, preparar para o contato.
Flexores do joelho, extensores do quadril, dorsiflexores do tornozelo, extensores do joelho
15
3. PrótesesEm um passado recente, as próteses procuravam imitar esteticamente o membro
perdido. Em algumas eram desenhados até os pelos para que ficassem mais parecidas
com o membro amputado, mas as próteses continuavam sendo facilmente reconhecidas
quando se olhava para elas (VARELLA, 2016).
Atualmente, não há mais a preocupação de se imitar o membro perdido (figura
17). As próteses assumiram o papel a que se destinam, de recuperar a função do
membro lesado. O que interressa é fazer com que o amputado assuma sua nova
condição, retome suas atividade rotineiras, possa praticar esportes e viver a vida em sua
plenitude.
3.1. Encaixe
Um dos principais componentes protéticos é o encaixe, pois tem como função
interligar o membro residual e a prótese. E deve fazer isso sem comprometer a
circulação e o controle dos movimentos. Hoje em dia os dois principais tipos de
encaixes são os quadrilaterais e os de contenção isquiática.
Os quadrilaterais são indicados para pacientes com musculatura flácida e coto
curto. Tem como características uma mesa isquiática na borda póstero-superior usada
para a descarga de peso e uma geometria onde sua dimensão médio-lateral é maior que
a ântero-posterior (figura 18). Tem como desvantagem desconforto na região do ísquio e
16
Figura 17: prótese convencional e modular(ROCHA, 2010).
abdução do fêmur causando marcha com inclinação lateral.
O encaixe de contenção isquiática (ou CAT-CAM) foi desenvolvido com o
objetivo de manter o fêmur em uma posição mais fisiológica, proporcionar uma marcha
mais harmônica e com menor gasto energético. Ele possui medida médio-lateral menor
que a ântero-posterior, forçando o fêmur em adução, mantendo o glúteo médio em
tensão, e permitindo a contração dos músculos flexores e extensores (figura 19). A
distribuição de peso é sobre todo o coto, principalmente sobre o ísquio. É mais difícil de
ser utilizado em cotos curtos.
Sua fabricação é bem consolidada e deve ser feita sob medida, pois cada
paciente vai possuir características diferentes nos cotos. Eles são produzidos retirando o
molde do coto do paciente e então materiais poliméricos ou compósitos são utilizados
para revestir o molde e dar a forma desejada ao encaixe.
17
Figura 18: encaixe quadrilátero (ESILVA, 2007).
Figura 19: encaixe CAT-CAM (ESILVA, 2007).
3.2. Suspensão
As suspensões servem para segurar o coto no encaixe, pois nos momentos em
que a prótese não está sendo pressionada contra o corpo, ela pode se desprender com
facilidade.
As soluções podem ser válvulas de sucção, cintos, bolsas de ar ou os liners, que
são como meias de silicone que se ajustam ao coto e ao encaixe com grande aderência
(figura 20).
3.3 Joelho
Os joelhos protéticos têm como principais objetivos dar estabilidade na fase de
apoio e controle na fase de balanço. Com essa finalidade, vários tipos de mecanismos
foram sendo desenvolvidos, desde joelhos puramente mecânicos até os
microcontrolados. A escolha de um tipo de joelho depende muito das características do
amputado, como peso, grau de atividade, idade e condições financeiras.
Os puramente mecânicos são feitos para realizar uma tarefa específica (no caso,
a marcha) e não conseguem reagir diferente caso um obstáculo esteja no caminho, por
exemplo. Os movimentos são cíclicos e sem controle, mas mantendo as condições para
as quais ele foi projetado, ele cumpre muito bem sua função.
Eles podem ser uniaxiais ou policêntricos (figura 21), de acordo com o número
de eixos de rotação que possuem. Os uniaxiais são mais simples e baratos, enquanto os
policêntricos conseguem simular melhor um joelho natural e apresentam vantagens
como a diminuição do seu comprimento no início do passo, evitando tropeços.
18
Figura 20: Liner, válvula de sucção, cinto e bolsas pneumáticas (ESILVA, 2007).
Outra característica dos joelhos é seu modo de estabilização do movimento, ou
seja, como é o movimento do joelho. Ele pode ser um movimento livre, bloqueado
manualmente, ou bloqueado com a aplicação de carga. Já o controle do movimento
pode ser feito através de atrito, sistemas hidráulicos ou pneumáticos, molas ou uma
associação deles.
Os microprocessados utilizam vários sensores ou estímulos do próprio corpo
para, através de um microprocessador, controlar as ações do joelho. Desta forma, esse
tipo de joelho consegue desempenhar melhor o papel de um joelho natural, se adaptando
às diferentes situações durante uma caminhada. Alguns dos modelos do mercado são C-
leg da Ottobock, Rheo Knee da Osur e Plié 3 da Freedom (figura 22).
19
Figura 21: joelho uniaxial e policêntrico (ESILVA,2007).
Figura 22: Joelhos microprocessados: C-leg daOttobock, Rheo Knee da Osur e Plié 3 da Freedom
Inovations (ESILVA, 2007).
3.4. Pé
Os pés protéticos, assim como os joelhos, têm papel importante na marcha e
estão disponíveis em vários modelos, com diferentes tipos de tecnologia. Desde simples
articulações com molas, passando por materiais em formatos específicos que
armazenam energia para depois impulssionarem o pé, até tornozelos microprocessados
que proporcionam total controle dos movimentos dos pés, exemplificados abaixo (figura
23).
3.5. Tecnologias aplicadas em próteses
Hoje o que existe de mais avançado no desenvolvimento de próteses são as que
utilizam microprocessadores para controlar as ações do joelho. Os joelhos podem ser
classificados em passivos, semiativos ou ativos, dependendo de como eles atuam
durante a marcha. Os joelhos passivos não são microprocessados e demandam um gasto
energético maior por parte do usuário.
Dentre os microprocessados, os semiativos realizam uma ação de controle de
uma variável durante a marcha, normalmente o amortecimento, porém o movimento do
joelho se mantém passivo. Estes joelhos já diminuem muito o gasto energético dos
usuários e tornam a marcha mais natural. A maioria dos joelhos microcontrolados do
mercado são semiativos, pois conseguem uma boa relação entre desempenho e gasto
energético.
Os joelhos ativos por sua vez possuem mecanismos que de fato atuam fazendo o
movimento de flexão ou extensão do joelho. Existe apenas um joelho ativo no mercado,
o Power Knee, da fabricante Ossur. A falta de modelos no mercado se deve
principalmente a seu consumo de energia e consequentemente sua autonomia. Apesar
disso, diversos estudos vêm sendo realizados no intuito de desenvolver próteses ativas.
20
Figura 23: diferentes tipos de pés protéticos (ESILVA, 2007).
3.5.1. O fluido magneto-reológico
O fluido magneto-reológico é um fluido que modifica seu comportamento
reológico com a aplicação de um campo magnético (figura 24). Desta forma, o material
passa de um meio fluido para um meio semi-sólido com o limite de cisalhamento
dependente do campo magnético.
Este fluido tem sido bastante utilizado nos cilindros hidráulicos das próteses
semiativas. Assim, é possível controlar o amortecimento do joelho em diferente fases da
marcha ou em diferentes situações e velocidades durante a marcha. O custo energético
para produzir o campo magnético é baixo e a dinimuição do gasto energético do usuário
também é significativa, produzindo uma prótese com bastante autonomia e bem
funcional.
3.5.2. O atuador elástico em série
Do Inglês SEA (Series-Elastic Actuators), este mecanismo foi desenvolvido pelo
MIT Media Lab. Desde então vem sendo estudado e utilizado nas diversas pesquisas do
laboratório em relação a próteses ativas.
O atuador tem como característica um motor e uma transmissão acoplada a um
elemento elástico, assim a ligação entre o motor e a carga não é rígida (figura 25). Isso
traz alguns benefícos como absorção de choques, possibilidade de armazenamento de
energia, e no caso da aplicação em próteses, torna o movimeno mais parecido com o
natural.
21
Figura 24: comportamento do fluido magneto-reológicosem e com a aplicação de um campo magnético (ESILVA,
2007).
Várias configurações utilizando a ideia de atuadores elásticos em série foram
utilizados em artigos e trabalhos relacionados a próteses, com o intuito de substituir o
movimento do joelho ou tornozelo, como podemos ver nas imagens a seguir (figuras 26
a 31).
22
Figura 25: esquema de um atuador elástico em série padrão(ROUSE, 2014).
Figura 26: esquema da prótese proposta em artigo, com um motor paraflexão e outro para extensão (MARTINEZ-VILLALPANDO, 2008).
Figura 27: esquema com embreagem proposto em artigo(ROUSE, 2014).
23
Figura 28: esquema proposto em dissertação demestrado, um atuador elástico em série compacto para
órtese (AMARAL, 2011).
Figura 29: esquema de prótese de tornozelo proposto em 'Journal of theAmerican Academy of Orthopaedics Surgeons', com engrenagens cônicas
(AARON, 2006).
Como mostrado nas imagens acima, os atuadores elásticos em série não são
componentes específicos e sim um conceito que pode ser aplicado em diferentes
configurações.
Sua energia normalmente vem de motores, mas a atuação de fato pode ser por
parafuso de acionamento, engrenagens de vários tipos, cabos de aço; e pode haver o
auxílio ou não de outros elementos como caixas de redução, embreagens, correias e
polias, entre outros.
24
Figura 31: esboço de proposta de prótese de joelho com acionamento porparafuso coroa, sem uso da tecnologia SEA (SILVA JUNIOR, 2010).
Figura 30: esquema de prótese de tornozelo proposto emartigo, com parafuso de acionamento (EILENBERG, 2010).
O comum que se deve observar em todas as configurações é a presença do
elemento elástico entre a força aplicada e a carga, e normalmente o elemento usado é
uma mola. Isso proporciona ao atuador elástico em série caracteristicas já mencionadas
anteriormente, como absorção de choques e armazenamento de energia, que são
importantes na busca por uma marcha mais natural.
3.5.3. Controle
O controle de qualquer mecanismo tem como principal componente os sensores.
Nas próteses não é diferente, tanto nas semiativas como nas ativas os sensores têm
grande importância na tomada de decisão da atuação.
Os sensores normalmente empregados nessas situações são sensores de posição,
pressão, angulares, de força e de torque, além de sensores eletromiográficos, que têm a
capacidade de detectar sinais da contração muscular.
Apesar dos sensores estarem normalmente posicionados na própria prótese,
outras soluções podem ser utilizadas. Como pode ser visto no trabalho de SILVA
JUNIOR (2010), por exemplo, onde a solução é utilizar os movimentos da perna
conservada como um “espelho” para atuar no movimento da prótese (figura 33).
Tecnologias ainda mais modernas propõem o desenvolvimento de sensores para
o controle neural da prótese. Neste caso, o controle seria como em uma perna natural.
Apesar das dificuldades em interpretar os dados de sinais neurológicos, muitas
pesquisas estão sendo desenvolvidas nesta área.
25
Figura 32: posições das células de carga (SILVAJUNIOR, 2010).
4. Projeto Mecânico
4.1. Considerações do projeto
Depois de abordar as próteses de modo geral, agora deve ser definido como este
trabalho irá desenvolver o tema. Com a prioridade de manter a liberdade do usuário, e
até mesmo para que possa existir mais aspectos mecânicos a serem desenvolvidos, o
trabalho irá propor o desenvolvimento de uma prótese ativa.
Essa prótese terá como função substituir a ação do membro perdido em seus
principais movimentos, ela deverá ser capaz de realizar a flexão e extensão do joelho.
Os outros graus de liberdade da articulação serão desconsiderados por simplificação e
por serem menos relevantes na marcha.
Dentre as diversas propostas de design das próteses ativas pesquisadas,
características que chamaram a atenção foram a utilização de parafuso de acionamento,
a introdução de elementos elásticos no acionamento, a utililização de polias na
transmissão e a utilização de motores separados para a extensão e flexão.
Tendo como intenção delimitar o que será abordado, a ideia do projeto é
trabalhar em cima das partes mecânicas da prótese, deixando como propostas futuras a
análise dinâmca e a parte do controle do sistema. Também não farão parte do
desenvolvimento do trabalho algumas partes das próteses que já possuem tecnologias e
design bem consolidados no mercado, como os encaixes, suspensões e pés.
A proposta é utilizar parte dos conhecimentos obtidos no curso para projetar um
joelho mecânico, selecionando e dimensionando suas partes, como motores, estrutura,
junções, molas, transmissões e acionamentos. As figuras 27, 28 e 30 representam
melhor a ideia que o projeto pretende desenvolver e seus componentes principais.
Deste modo, o produto proposto consistirá de um motor, que aciona um parafuso
por meio de correia e polias; esse parafuso movimenta uma porca que está entre duas
molas em uma estrutura, podendo a porca se movimentar relativamente à estrutura, o
que caracteriza o atuador elástico em série; por fim, essa estrutura está ligada por barras
à parte fixa da prótese, causando o movimento de flexão e extensão da prótese durante o
movimento linear da porca e da estrutura com as molas (figura 33).
26
4.2. Estrutura
Primeiramente, ao definir a estrutura da prótese, pensou-se em uma estrutura
tubular. Será considerado que o peso que ela deve suportar é de 1000N, correspondente
a uma pessoa de aproximadamente 100 kg.
Visando características desejadas como peso e resistência, será utilizado a liga de
alumínio 6061 T4 como material, que além disso possui boa soldabilidade. Suas
principais propriedades mecânicas, segundo o catálogo da fornecedora AlumiCopper
(anexo A) , são:
– Limite de escoameto (Sy): 330 Mpa
– Limite de resistência à tração (Sut): 370 Mpa
– Alongamento: 8%
– Dureza Brinell: 65 HB
Apesar de o alumínio ser o material normalmente empregado nas estruturas de
próteses e nas extensões, outros materiais poderiam ser aplicados. Principalmente com
os avanços na tecnologia de impressão 3D, materiais poliméricos e biocompatíveis estão
27
Figura 33: esquema da prótese com a identificaçãodas peças.
entre as alternativas. Como não foi realizado um estudo de materiais, o alumínio foi
escolhido, por sua já conhecida aplicação para esse tipo de peça. Além disso, a
biocompatibilidade não é uma característica importante, pois o joelho projetado não
entraria em contato direto com o corpo, já que esta é a função do encaixe, como
mostrado na seção 3.1.
A tíbia tem um tamanho médio de 43 cm em um homem adulto, e este será o
tamanho usado para o comprimento do tubo. O diâmetro externo e espessura do tubo
serão, respectivamente, de 25,4 mm e 3,17 mm, tendo como base valores razoáveis do
catálogo da fornecedora.
Tomando como caso critico o peso estar aplicado no centro do tubo causando
flexão, o momento fletor máximo é 107 Nm, como pode ser observado abaixo (figura
34) em gráfico obtido com a ajuda da ferramenta viga online.
Este momento causa na base uma tensão máxima que pode ser calculada como:
σ=M.y
I=107.
25,42.
1
(1,4 x10−8)=97,4MPa (1)
Onde y é o raio do tubo e I seu momento de inércia. Então temos a tensão
máxima de 97,4 MPa e a mínima será considerada 0, correpondente à fase de balanço,
onde a prótese não está sofrendo esforço relevante. Assim, para considerar a fadiga,
28
Figura 34: diagrama de esforços obtido com a ajuda de viga online.
temos a tensão média (σm) igual à tensão alternante (σa), que vale 48,7 MPa, metade da
tensão máxima.
σm=(σmáximo+σmínimo)
2=
(97,4+0)
2=48,7 MPa (2)
σ a=(σmáximo−σmínimo)
2=
(97,4−0)
2=48,7 MPa (3)
O limite de resistência à fadiga do material (Se') é metade do limite de
resistência à tração (BUDYNAS, 2011), assim, Se' = 185 MPa. Esse limite se refere a
um corpo de prova padrão, assim, para encontrar o limite de resistência à fadiga da peça
(Se), devem ser aplicados fatores de acordo com as características da peça.
Os fatores modificadores do limite de resistência à fadiga são, de acordo com
BUDYNAS (2011),
ka = fator de superfície = a(Sut)b = 0,94 ,
onde a = 4,51 e b = -0,265 para uma peça usinada ou lanimada;
kb = fator de tamanho = 2,79(d)-0,107 = 0,98 , onde d é o diamerto efetivo;
kc = fator de carregamento = 1 , para flexão;
kd = fator de temperatura = 1 , para temperatura ambiente;
ke = fator de confiabilidade = 0,814 , para confiabilidade de 99%;
kf = fator de efeitos diversos = 1 .
Assim, o limite de resistência à fadiga da peça (Se) é
Se=ka×kb×kc×kd×kd×ke×kf ×Se '=138 MPa (4)
Utilizando o Critério de Soderberg como critério de falha,
Critério de Soderberg :σa
Se+
σm
Sy=
1n
(5)
e podemos achar como fator de segurança 2,0 para as características
mencionadas. Por ser um equipamento necessário para a locomoção da pessoa e pela
variação de carga que pode ocorrer durante a marcha, um fator de projeto igual a 2 é
razoável e será adotado. Assim, o diãmetro externo do tubo igual a 25,4 mm com
espessura de 3,17 mm será utilizado.
A esta base tubular serão soldados: uma peça para possibilitar a união através de
pino na parte superior, os dois mancais do parafuso de acionamento e os dois mancais
do motor e redutor. Além disso, serão realizados 4 furos para a fixação de um pé
modular na parte inferior. Todas as partes da base também serão construídas em
29
alumínio. A figura abaixo (figura 35) mostra a modelagem da peça obtida com o
programa Solidworks.
A base terá na extremidade superior uma parte fixa no encaixe (através de uma
fixação padrão para próteses) e que também servirá de braço de alavanca para a ação de
flexão/extensão (figura 36). Esta peça também será feita em alumínio.
30
Figura 35: base móvel
Figura 36: base fixa
O pino que une as duas partes também será dimensionado para a carga total de
1000 N. Desta forma, para um pino de aço 1030 com Sut = 848 MPa e Sy = 648 MPa,
então Ssu = 0,67Sut = 568 MPa e Ssy = 0,577Sy = 374 MPa, e para a carga de 1000 N e
um pino com 10 mm de diâmetro a tensão atuante é
τ=FA
=1000
((π0 ,012
)
4)
=13 MPa (6)
Considerando-a também como uma tensão repetida, a tensão média e de
amplitude têm o mesmo valor, de 6,5 MPa, que corresponde à metade da tensão
máxima.
Por sua vez, os limites de resistência à fadiga do material e da peça podem ser
obtidos como anteriormente;
Se' = 0,5Sut = 424 MPa;
ka = 1,14; kb = 0,97; kc = 0,59, kd = kf = 1; ke = 0,81.
Assim, Se = 149 MPa.
Esse resultado dá um fator de segurança de 4,75. Sendo este valor
desnecessariamente alto, o mateiral será trocado por um mais simples e barato como o
Aço 1020, que possui Sut = 380 MPa, e Sy = 210 MPa, resultando em um fator de
seguranção de 2,3 , mais perto do desejado pelo projeto. O pino será fixado por um anel
de retenção Tecnofix 501.010 (catálogo no anexo C).
4.3. Acionamento
O acionamento será por meio de parafuso, e ele deve suportar os mesmos 1000
N, considerando o pior caso. Será escolhido um parafuso de rosca quadrada, mais
adequado para o caso de parafusos de potência com grandes esforços e choques. O aço
1020 será usado como material novamente, o diâmetro escolhido para a primeira análise
será de 20 mm, com um passo de 4 mm. O torque para elevar a carga pode ser
encontrado através da equação (BUDYNAS, 2011)
T R=Fd m
2
(l+πfdm)
(πd m− fl) (7)
onde F é a força de compressão no parafuso
dm é o diâmetro médio do parafuso
31
l é o avanço do parafuso
f é o coeficiente de atrito entre parafuso e porca
Será utilizada uma rosca de aço, o que leva a um coeficiente de atrito de 0,15
(BUDYNAS, 2011). Assim o torque requerido no eixo é de 2,5 Nm, que será útil na
definição do motor a ser utilizado.
As tensões presentes na peça são a de torção (τ), de esforço axial (σ), e a de
flexão do dente (σb), que podem ser calculadas como (BUDYNAS, 2011)
τ=16T
(πd r3)=7,5MPa (8)
σ=−4F
(πd r2)=−35,4 MPa (9)
σb=6F
(πd r nt p)=19,9 MPa (10)
A tensão de von Mises pode ser calculada como
σ '=1
√2[(σ x−σ y)
2+(σ y−σ z)
2+(σ z−σ x)
2+6 (τxy
2+τ yz
2+τzx
2)]
(1/2) (11)
E para o estado de tensões do parafuso, σ' = 50,2 MPa. Deste modo, um fator de
segurança de 3,1 é encontrado e as dimensões serão ajustadas para um diâmetro de 16
mm e um passo de 6 mm, resultando em um fator de segurança de 2,1; mais adequado
ao fator adotado no projeto.
A condição para que o parafuso seja autobloqueante, segundo BUDYNAS
(2011), é πfdm > l. Esta condição é satisfeita para os dados deste parafuso, assim, é
possível garantir que ele não se move apenas com a ação da força sobre ele.
O comprimento útil do parafuso é de 60mm, que é o espaço que a porca precisa
se mover para gerar o movimento angular de 90° no joelho. Porém seu comprimento vai
aumentar devido ao posisionamento das molas acima e abaixo da porca como será
mostrado mais adiante. Além disso, existe o espaço reservado aos rolamentos e à polia
movida.
A porca será feita do mesmo material e terá apoios e guias para a ação das molas
durante a flexão e extensão. As figuras da porca e do parafuso podem ser vistas abaixo
(figura 37).
32
4.4. Rolamentos
Os apoios do parafuso deverão ter rolamentos para diminuir ao máximo as
perdas por atrito nos mancais. Deve-se atentar ao fato de que o rolamento precisa
suportar cargas radiais e axiais. Assim, selecionando um rolamento de esferas de contato
angular específico para fusos da FAG, é escolhido o de designação B71900C.T.P4S.UL
(anexo D). Assim tem-se um rolamento com diâmetro do eixo de 10 mm, diâmetro do
furo de 22 mm, largura de 6 mm e capacidade de carga dinâmica de 3,9 kN, mais que
suficiente para a aplicação na prótese.
Outra característica importante do rolamento é sua vida útil, que pode ser
calculada, segundo seu próprio catálogo, como
L10=L=(CP
)p
(12)
onde
L10
= L vida nominal [106 rotações]
C = capacidade dinânica [kN]
P = carga dinâmica equivalente [kN]
p = expoente de duração de vida
33
Figura 37: porca e parafuso de acionamento.
Assim, com p = 3 para rolamentos esféricos, e com P = 1000 N, temos uma vida
de L10
= 59,3 x 106 rotações. Isto significa que 90% dos rolamentos irão atingir ou
ultrapassar essa vida nominal.
Para alocar esse rolamento, serão soldadas à base tubular os mancais, e os
rolamentos serão fixados através de aneis de retenção Tecnofix 519.022 (anexo E).
4.5. Barra de apoio
As barras servirão como apoio para a transformação do movimento linear do
parafuso em movimento angular na junta do joelho. Serão 2 barras, e assim, cada uma
deve suportar metade da carga total de 1000 N. Por serem peças esbeltas, a flambagem é
critica, e a carga critica de flambagem pode ser calculada como (BUDYNAS, 2011),
P c=(π
2 E I )L f
2 (13)
onde E é o modulo de elasticidade do material
I é o menor dos momentos de inércia da seção
Lf é o comprimento de flambagem da peça
O material da barra será o aço 1020, com E = 207 GPa, as dimensões da barra
serão 26 mm de largura, 1,5 mm de espessura e 112 mm de comprimento. O
comprimento de flambagem depende dos apoios da barra:
Lf = 2L, para peças engastadas e livres;
Lf = L, para peças bi-articuladas;
Lf = 0,7L, para peças articuladas e engastadas e
Lf = 0,5L, para peças bi-engastadas.
Considerarei a barra bi-articulada, e assim, a carga critica de flambagem é 1190
N e o ceficiente de segurança da peça é 2,4.
As barras serão fixadas através de pinos e aneis de retenção, assim como a junta
da base, e terão uma extremidade fixada na base fixa superior da prótese e outra na
estrutura com a porca e as molas.
4.6. Elemento elástico
O elemento elástico será incluído entre a porca e a barra de apoio com a
34
finalidade de absorver impactos e armazenar energia para a volta do movimento, assim
como visto na tecnologia SEA. Serão utilizadas 2 molas helicoidais, uma para a flexão e
outra para a extensão. Segundo ROUSE (2014) em artigo do “International Journal of
Robotics Research”, a rigidez angular deve ser de aproximadamente 240 Nm/rad para
que a resposta seja próxima da marcha natural.
Sendo assim, como a porca se movimenta 60 mm para conseguir a rotação de
π/2 radianos e o braço de alavanca que atua no joelho mede 32 mm, temos que a
constante da mola necessária é de aproximadamente:
k=240Nmrad
x1
(0,032 m)x
(π rad )
(120 mm)=196 N / mm (14)
Utilizando o catálogo de molas de compressão da Polimold (anexo F), é
possível selecionar a mola com características mais próximas das desejadas. A mola
escolhida é a mola B 32-38 de carga média, para um eixo de 16mm e um furo de 32
mm, rigidez de 185 N/mm e comprimento livre de 38 mm.
As molas ficarão localizadas entre a porca e um suporte. Este suporte estará
ligado à barra de apoio por meio de pinos e à porca por meio de dois parafusos com
corpo retificado que servirão como guias do suporte, permitindo o movimento relativo
entre a porca e o suporte. Os parafusos com corpo retificado também foram
selecionados do catálogo da Polimold (anexo G) e tem como especificações diâmetro 8
mm, comprimento 90 mm e rosca M6.
Os suportes superior e inferior, que serão unidos pelo parafuso com corpo
retificado, podem ser vistos na imagem a seguir. O suporte superior possui 2 abas por
onde serão feitas as conexões com as barras de apoio (figura 38).
35
Figura 38: suporte superior e inferior das molas.
4.7. Motor
A potência necessária no motor para levantar a carga acionando o parafuso pode
ser calculada multiplicando o torque (T) e a velocidade angular (ω) necessários no
parafuso. O torque para elevar a carga já foi calculado anteriormente e vale 2,5 Nm.
Para encontrar ω, será levado em conta o avanço que a porca terá para produzir a
flexão no joelho necessária na marcha e o tempo em que isso deve acontecer. A fase de
apoio, como visto anteriormente, toma 60% do ciclo da marcha, é a fase em que a carga
está aplicada sobre a perna e tem uma duração de aproxiamadamente 0,6s. Do grafico a
seguir (figura 39) podemos concluir que o joelho se movimenta aproximadamente 70°
durante esta fase.
Considerando a relação entre o movimento da porca e o movimento angular do
joelho como linear, se a porca desloca 60 mm para o joelho movimentar 90°, então para
que o joelho movimente 70° a porca deve deslocar 46 mm. Assim, com um passo de 6
mm, o parafuso deve girar 7,6 rotações no intervalo de tempo de 0,6 segundos. Isso leva
a uma rotação de aproximadamente 80 radianos por segundo.
Agora sim é possível calcular a potência necessária no motor para acionar o
parafuso, que é
P=T x ω=2,5x 80=200 W (15)
36
Figura 39: gráfico da flexão do joelho durante a marcha (BLAYA, 2003).
Então, assim como no trabalho de ROUSE (2014), um motor DC de 200 W da
marca Maxon Motor, modelo 305015 (anexo H), será utilizado para acionar o parafuso.
Este motor será posicionado abaixo do parafuso e o acionará através de uma correia. O
motor será fixado aos mancais soldados na base tubular através de parafusos, como
indicado pelo fabricante.
4.8. Redutor
O motor escolhido possui uma rotação nominal de 15700 rpm, e um torque
nominal de 0,132 Nm. Sendo assim, para a utilização no acionamento da prótese, é
necessário a diminuição da rotação e aumento do torque deste motor. Por essse motivo,
será escolhido um redutor para ser adicionado na saída do motor.
Os motores da Maxon já possuem redutores modulares para seus motores, como
pode ser visto no próprio catálogo do motor. Para selecionar o redutor abequado, foi
nessesário analisar a redução que o motor precisa para que o joelho funcione
corretamente, além dos parametros do redutor de torque máximo e dimensão do eixo do
motor.
Utilizando como base a necessidade de 760 rpm no eixo do rapafuso de
acionamento (como já visto anteriormente), seria preciso uma redução de
iideal=15700760
=20,7 (16)
Assim, a melhor opção encontrada foi um redutor planetário tambem da marca
Maxon modelo 166933 com uma redução de 14:1 (anexo I). A redução que ainda será
necessária para atingir o objetivo final será aplicada na transmissão por correia.
4.9. Correias e Polias
A trasmissão por correias tem como caracteristicas a simplicidade e a absorção
de choques, que para este projeto são características desejadas. Sendo assim, baseado
nos estudos de ROUSE (2014), é possível selecionar para essa transmissão uma correia
sincronizadora de passo 2 mm, largura 6 mm e comprimento primitivo de 100 mm da
Gates, codificação 2MR-100-6 (anexo J).
O número de dentes das polias motora e movida foram escolhidas de modo que a
37
redução total se aproximasse ao máximo da ideal. Desta forma, a polia motora
selecionada é uma de 24 dentes, modelo A6D51M024DF0606, da fabricante Stock
Drive Products/ Sterling Instrument (anexo K). E a polia movida é uma de 36 dentes,
modelo GPA36GT2060-B-P8-NFC, da fabricante Misumi (anexo L).
Essa transmissão possui uma redução de 36/24 = 1,5. Fazendo com que a
redução geral seja 14x1,5 = 21, valor bem próximo do ideal.
4.10. Conjunto
Após todo o dimensionamento e seleção das partes que irão compor a prótese, é
possível obter o produto final. Uma imagem da montagem pode ser vista a seguir
(figura 40) e mais detalhadamente no anexo.
38
Figura 40: montagem da prótese.
A sequência a ser seguida para a montagem do produto é:
• unir as bases móvel e fixa através do pino e fixar o pino com o anel de
retenção;
• juntar as barras de apoio na base como o pino e fixar o pino com o anel
de retenção;
• montar o conjunto porca, molas e apoios, fixando com o parafuso de
corpo retificado;
• juntar o parafuso e o conjunto da porca, posicionar o rolamento no
mancal inferior, posiciorar o parafuso no rolamento inferior, posicionar o
rolamento superior no mancal e parafuso, então fixar os rolamentos com
os anéis de retenção;
• unir as barras de apoio e o conjunto da porca com os pinos e fixar os
pinos com os anéis de retenção;
• fixar a polia movida no parafuso;
• fixar o motor às suas bases;
• fixar a polia motora no motor;
• posicionar a correia entre as polias.
O conjunto como está tem um peso aproximado de 2 kg. Considerando uma
pessoa de 100 kg, a massa da parte correspondente entre o joelho e o tornozelo é de 4,4
kg (4,4% de sua massa corporal), como é ilustrado abaixo (figura 41).
39
Sendo assim, o conjunto pesa menos que sua parte natural, porém os elementos
eletrônicos, que não foram considerados no momento, ainda aumentariam este peso. O
principal componente a contribuir, podendo mais que dobrar o peso do conjunto, é a
bateria. Para se ter uma ideia, uma bateria de 48V e 18Ah, que proporcionaria uma
autonomia de 3,6 h à protese em uso contínuo, pesa aproximadamente 4 kg.
O joelho projetado deve ser utilizado com um encaixe e um pé para que o
conjunto de uma prótese transfemoral esteja completa. O encaixe seria acoplado na
parte superior do joelho, enquanto o pé , na parte inferior (figura 42). Essas partes são
unidas através de acoplamentos padrão para módulos protéticos.
40
Figura 41: peso das diferentes partes docorpo (TOMANDL, 2013).
41
Figura 42: esquema de utilização e flexão daprótese.
5. Conclusão e propostas
Do trabalho apresentado pode-se concluir que apesar de haver poucos produtos
hoje no mercado de próteses ativas, as pesquisas e desenvolvimento de produtos nesta
área vêm trazendo aos amputados cada vez mais tecnologias capazes de devolver a
função quase que normal do membro perdido.
Tecnologias como o atuador elástico em série produzem um movimento mais
natural da prótese. E tecnologias mais complexas propõem a utilização de estímulos
neurais do próprio usuário no controle das próteses.
Os produtos ainda esbarram em problemas como peso, volume, consumo de
energia e necessidade de um controle muito complexo, fazendo-os perder espaço para
próteses passivas ou semiativas, que não proporcionam controle total da prótese. Mas
sem dúvida, em pouco tempo, teremos próteses ativas mais acessíveis e sendo vendidas
amplamente no mercado.
Esse projeto alcançou seu objetivo de propor e dimensionar as partes mecânicas
de uma prótese ativa. Tendo esta como principais características um motor, transmissão
por correia, acionamento por parafuso, e a presença da tecnologia de atuador elástico
em série (SEA). O projeto cumpre sua função e suporta os esforços necessários durante
a marcha.
Porém o projeto ainda poderia ser desenvolvido em várias linhas, uma delas é a
verificação do comportamento dinâmico do produto, este estudo é importante para saber
se a prótese substitui adequadamente os movimentos da perna natural. Outra área que
não foi desenvolvida no trabalho e que é primordial para o funcionamento da prótese é a
parte eletrônica. O controlador, sensores, bateria, tudo isso é fundamental para que a
parte mecânica realize o movimento corretamente.
Com todas as partes estudadas e selecionadas, seria possível a escolha do design
do produto, como todas as parte seriam alocadas e otimizadas para que ele fique o mais
compacto possível. Uma capa também poderia ser desenvolvida para o produto com a
finalidade de proteção de suas partes e melhor visual. Além disso, um estudo do custo
do produto poderia ser realizado mais precisamente, o que também possibilitaria sua
estimativa de preço.
42
A partir do presente projeto, com as especificações e desenhos técnicos das
peças, e somando os sistemas eletrônicos e de controle a serem implementados, é
possível buscar a fabricação de um protótipo funcional, o qual poderá ser usado para
testes experimentais e eventuais atualizações do projeto, dando segmento ao trabalo
realizado.
Assim, um passo foi dado no desenvolvimento total do produto, e com este, o
objetivo do trabalho foi alcançado. Porém muito ainda deve ser desenvolvido na área de
próteses ativas. E por mais que ainda não seja viável sua ampla produção e
comercialização, trabalhos como este são essenciais para que um dia isso seja possível.
43
6. Referências Bibliográficas• AARON, ROY K., et al., 2006, "Horizons in Prosthesis Development for the
Restoration of Limb Function", Journal of the American Academy of
Orthopaedic Surgeons, v. 14, n. 10, pp. S198-S204.
• AMARAL, LUISA MESQUITA SAMPAIO DO, 2011, Desenvolvimento de um
atuador elástico em série compacto e suas aplicações em reabilitação.
Dissertação de Mestrado, Escola de Engenharia de São Carlos, São Paulo, SP,
Brasil.
• ANATOMIA ONLINE, Articulações do membro inferior, Ossos do menbro
inferior e Musculos do membro inferior. Disponível em
<http://anatomiaonline.com> (acessado em novembro de 2017)
• ANDRADE, J., Músculos dos membros inferiores. Disponível em
<https://users.med.up.pt/~jandrade/muscmembrinferior.htm> (acessado em
novembro de 2017)
• AULA DE ANATOMIA, Membro inferior, Músculos do membro inferior e
Sistema muscular. Disponível em <https://www.auladeanatomia.com> (acessado
em novembro de 2017)
• BEM ESTAR, 2012, Especialistas exlicam como joelhos funcionam e como
evitar lesão e dor. Disponível em
<http://g1.globo.com/bemestar/noticia/2011/04/especialistas-explicam-como-
joelhos-funcionam-e-como-evitar-lesao-e-dor.html> (acessado em novembro de
2017)
• BLAYA, JOAQUIM A., 2003, Force-ControllableAnkleFoot Orthosis (AFO) to
Assist Drop Foot Gait. Dissertação de Mestrado, MIT, Massachusetts, EUA.
• BOA SAÚDE, 2013, Amputação, causas e reabilitação. Disponível em
<www.boasaude.com.br/artigos-de-saude/3903/-1/amputacao-causas-e-
reabilitacao.html> (acessado em novembro de 2017)
• BUDYNAS, R. G., NISBETT, J. K., 2011, Elementos de Máquinas de Shigley. 8
ed. Porto Alegre, AMGH.
• CARVALHO, F. S., et al., 2005, “Prevalência de amputação em membros
inferiores de causa vascular: análise de prontuários”, Arq. Ciênc. Saúde Unipar,
44
Umuarama, pp. 23-30.
• DE MARCO FILHO, FLAVIO, 2013, Elementos de Transmissão Flexíveis.
Apostila do curso de Elementos de máquinas.
• DE SOUZA, SANDRO, Cinesiologia e biomecânica, conceitos e definições.
Disponível em <https://sandrodesouza.files.wordpress.com/2010/05/conceitos-e-
definicoes.pdf> (acessado em novembro de 2017)
• EILENBERG, MICHAEL F., GEYER, HARTMUT, HERR, HUGH, 2010,
"Control of a powered ankle-foot prosthesis based on a neuromuscular model",
IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering, v. 18, n.
2. pp. 164-173.
• EQUIPE UNIVERSIDADE DO FUTEBOL, 2007, Biomecânica do
funcionamento do joelho. Disponível em
<https://universidadedofutebol.com.br/biomecanica-do-funcionamento-do-
joelho/> (acessado em novembro de 2017)
• ESILVA, FABRICIO LOPES, 2007, Estudo para o desenvolvimento de uma
prótese trans-femoral. Dissertação de Mestrado, COPPE/UFRJ, Rio de Janeiro,
RJ, Brasil.
• HALL, SUSAN J., 2013, Biomecânica Básica. 6 ed. São Paulo, Guanabara
Koogan
• JORDENNE, HENRIQUE, 2013, A marcha humana normal. Disponível em
<http://oqueefisioterapia.blogspot.com.br/2013/04/a-marcha-humana-
normal.html> (acessado em novembro de 2017)
• LEHMKUHL, L. DON. SMITH, LAURA K., 1989, Cinesiologia Clínica. 4 ed.
São Paulo, Editora Manole.
• MARTINEZ-VILLALPANDO, ERNESTO C., HERR, HUGH, 2009, "Agonist-
antagonist active knee prosthesis: a preliminary study in level-ground walking",
Journal of Rehabilitation Research & Development, v. 46, n. 3, pp. 361-374.
• MEDIPÉDIA, 2012, Estrutura e funconamento do sistema muscular. Disponível
em <https://www.medipedia.pt/home/home.php?module=artigoEnc&id=390>
(acessado em novembro de 2017)
• MIT NEDIA LAB, Projects. Disponível em
<https://www.media.mit.edu/groups/biomechatronics/projects/> (acessado em
45
novembro de 2017)
• PASSO FIRME, 2013, Da ficção científica à realidade: o futuro da inteligência
artificial e a fisiologia humana. Disponível em
<https://passofirme.wordpress.com/tag/pe-bionico/> (acessado em novembro de
2017)
• PINA FILHO, ARMANDO CARLOS DE, 2011, Apostila de desenho técnico
para engenharia mecãnica. UFRJ.
• PINA FILHO, ARMANDO CARLOS DE, 2010, Apostila de sistemas
projetivos. UFRJ.
• PINTO, MARCO ANTONIO GUEDES DE SOUZA, 2012, Entendendo os
joelhos protéticos para amputação de coxa. Disponível em
<https://passofirme.wordpress.com/2012/07/10/entendendo-os-joelhos-
proteticos-para-amputacao-de-coxa/> (acessado em novembro de 2017)
• PRÓTESE E ÓRTESE, 2011, Ações musculares durante o ciclo da marcha.
Disponível em <https://proteseeortese.wordpress.com/2011/08/23/acoes-
musculares-durante-o-ciclo-da-marcha/> (acessado em novembro de 2017)
• ROCHA, ALISSON PERUCK, 2010, Proposta de desenvolvimento de joelho
mecânico hidráulico de baixo custo para próteses endoesqueléticas. Dissertação
de Bacharelado, UNESC, Criciúma, SC, Brasil.
• ROCHA, T. S., 2011, Desenvolvimento de Prótese Robótica transfemoral:
Projetos Mecânico e de Atuação. Dissertação de Mestrado em Engenharia de
Sistemas Eletrônicos e Automação, Publicação PGEA.DM-622/16, Faculdade de
Tecnologia, Universidade de Brasília, Brasília, DF, 80p.
• ROUSE, ELLIOTT J., MOONEY, LUKE M., HERR, HUGH M., 2014,
"Cluchable series-elastic actuator: Implications for prosthetic knee design", The
International Journal of Robotic Research, pp. 1-15.
• SILVA JUNIOR, WILSON CARLOS DA, 2010, Desenvolvimento de uma
prótese ativa de baixo custo para amputados transfemorais. Dissertação de
Doutorado, UMC, Mogi das Cruzes, SP, Brasil.
• TOMANDL, JULIANA, 2013, Quanto pesa cada parte do seu corpo?, Site
Entre Legumes e Verduras. Disponível em:
<http://www.entrelegumeseverduras.com.br/quanto-pesa-cada-parte-do-seu-
46
corpo/> (acessado em novembro de 2017)
• VARELLA, DRAUZIO, 2016, Reabilitação dos amputados. Entrevista com
Marco Guedes. Disponível em <https://drauziovarella.com.br/entrevistas-
2/reabilitacao-dos-amputados/> (acessado em novembro de 2017)
47
Anexos – Catálogos de fabricantes
Anexo A – Catálogo tubo de alunínio AlumiCopperDisponível em : https://www.alumicopper.com.br/pdf/catalogo_produtos_alumicopper.pdf
48
49
Anexo B – Catálogo de parafusos sem cabeça com sextavado interno IndufixDisponível em: http://www.indufix.com.br/pdf/Catalogo-Sextavado-Interno-INDUFIX.pdf
50
Anexo C – Catálogo de anéis de retenção para eixos TecnoflixDisponível em:http://grupotecnofix.com.br/download/aneis_de_retencao_501.pdf
51
Anexo D – Catálogo de rolamentos FAGDisponível em: http://www.eurorol.com/PDF/Cat%C3%A1logo%20FAG.pdf
52
Anexo E - Catálogo de anéis de retenção para furos TecnoflixDisponível em: http://grupotecnofix.com.br/download/aneis_de_retencao_519.pdf
53
Anexo F – Catálogo de molas PolimoldDisponível em:http://www.polimold.com.br/downloads/molas/molas.pdf
54
Anexo G – Catálogo de parafusos com corpo retificado PolimoldDisponível em: http://www.polimold.com.br/downloads/molas/molas.pdf
55
Anexo H – Catálogo motor DC Maxon MotorDisponível em:http://storkdrives.com/wp-content/uploads/2013/10/maxon-4-Pole-catalog-
data1.pdf
56
Anexo I – Catálogo redutor planetário MaxonDisponível em:https://www.maxonmotor.com/medias/sys_master/root/8825548013598/17-EN-
338-339.pdf
57
Anexo J – Catálogo correia sincronizadoraDisponível em:
http://www.gatesbrasil.com.br/upload/catalogos/catalogo_correias_industriais_2015_web.pdf
58
Anexo K – Catálogo polia Stock Drive Products/ Sterling InstrumentDisponível em:http://www.sdp-si.com/D265/PDF/D265P3071.pdf
59
Anexo L – Catálogo polia MisumiDisponível em:https://us.misumi-ec.com/vona2/detail/110302193470/
60
Apêndice – Desenhos Técnicos
61
26
32
5
8
26
R13
10
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 2:1Peça 1.1
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Base pino 1
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça
1.1 Alumínio 32mm x 26mm x 26mm
Observação
Base pino 1 1
Qtd.Denominação
R15
34
AA
25,4 1
0 22
18,5
2
5
2
CORTE A-A
escala 1:1
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 2:1Peça 1.2
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Mancal do parafuso
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça
1.2 Alumínio 64mm x 30mm x 10mm
Observação
Mancal do parafuso 2
Qtd.Denominação
R16
36
R15 R8
4
3 x 1,6
AA
7
25,4
4
0,8
CORTE A-A
escala 1:1
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 2:1Peça 1.3
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Mancal do motor
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Denominação Qtd.
1Mancal do motor
Observação
Alumínio 68mm x 32mm x 7mm1.3
Peça
R16,6
36
R9,54 10
4 x 3
AA
25,4
3
2,2
5
7
CORTE A-A
escala 1:1
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 2:1Peça 1.4
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Mancal do redutor
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Denominação Qtd.
1Mancal do redutor
Observação
Alumínio 39,2mm x 33,2mm x 7mm1.4
Peça
430
65
170
2
6 9
2,4
4 x 6
1.1
1.2
1.4
1.3
1.2
2
2
2
3
3
escala 1:5
Nota 1: os mancais do parafuso, mancais do motor e redutor e o apoio do pino superior, que estão detalhados em desenhos separados, devem ser soldados ao tubo da base para a fabricação da base 1, assim como a efetuação da furação inferior do encaixe modular.
Nota 2: o ângulo entre os mancais do parafuso e os mancais do motor e redutor é de 50,7°.
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça: Base 1
Orientador: Armando Carlos de Pina Filho
1° Diedro
Escala: 1:2
Unidade: mm
Data: 28/06/2018
Projeto de Graduação UFRJ
Peça 1
Denominação Qtd.
1Base pino 1
Observação
Alumínio 32mm x 26mm x 26mm1.1
Peça
Mancal do parafuso 2
1Mancal do motor
Alumínio 64mm x 30mm x 10mm
Alumínio 68mm x 32mm x 7mm1.3
1.2
1Mancal do redutor Alumínio 39,2mm x 33,2mm x 7mm1.4
26
14
R1 R1
10
4,5
76
10
10
R13
R13 R13
10
17 19
65°
20 8
58
R10
36
45
R13
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 2
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Base 2
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça
2 Alumínio 76mm x 58mm x 36mm
Observação
Base 2 1
Qtd.Denominação
10
R13
112
138
1,5
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 3
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Barra de apoio
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça
3
Denominação Qtd.
2Barra de apoio
Observação
Aço 1020 138mm x 26mm x 1,5mm
210
10
10
170
1
2 10
8
18
Rosca quadradade passo 6mm
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 17
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Parafuso de acionamento
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Denominação Qtd.
1Parafuso de acionamento
Observação
Aço 1020 16,5 x 210mm17
Peça
76
8,8
R21
,3
2 x 8
AA
0,5 32
10
2
CORTE A-A
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 21
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Porca
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Denominação Qtd.
1Porca
Observação
Aço 1020 76mm x 42,6mm x 10mm21
Peça
76
13,2
17
8,8
8
R21,3
AA
10
26
0,5 32 2
6
1,7
10
CORTE A-A
R20
13
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 19
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Apoio mola superior
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça
19 Aço 1020 76mm x 42,6mm x 36mm
Observação
Apoio mola superior 1
Qtd.Denominação
17
2 x 5 PASSANTE
R21
,3
AA
76
8,8
10
0,5
2 32
CORTE A-A
Unidade: mm
1° Diedro
Escala: 1:1Peça 22
UFRJ
Data: 28/06/2018
Projeto de GraduaçãoOrientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Apoio mola inferior
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Denominação Qtd.
1Apoio mola inferior
Observação
Aço 1020 76mm x 42,6mm x 10mm22
Peça
70,3
512
,2
82,4
Desenho 1
UFRJProjeto de Graduação
Data: 28/06/2018
Unidade: mm
Escala: 1:2
1° Diedro
Orientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Montagem Prótese
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
escala 1:5
12
3
4
5
6 7 8
91011
12
13
14
15
16
17
18
19
20
21
22
23Desenho 2
UFRJProjeto de Graduação
Data: 28/06/2018
Unidade: mm
Escala: 1:2
1° Diedro
Orientador: Armando Carlos de Pina Filho
Peça: Montagem Prótese
Aluno: Alberto Rodrigues Neto
Peça Denominação Qtd. Observação
1
2
1
4
2
1
1
3
2
1
1
1
1
2
4
1
2
1
1
2
1
423
22
21
19
20
18
1
6
2
3
4
5
7
14
8
13
12
11
10
9
15
17
16
Base 1
Base 2
Anel de retenção para furo
Tecnoflix 10mmAnel de retenção para eixo
Aço 1020 10mmPino 3
Aço 1020 10mm
Aço 1020 10mm
Pino 2
Pino 1
Aço 1020 138mm X 26mm X 1,5mmBarra de apoio
Alumínio
Alumínio 6061 25,4mm esp. 3,17mm
Tecnoflix 22mm
Rolamento FAG B71900C.T.P4S.UL
Polia Movida
Correia
Polia Motora
Parafuso fixação redutor
Parafuso fixação motor
Motor
Parafuso de acionamento
Parafuso de corpo retificado
Apoio da mola superior
Apoio da mola inferior
Mola
Porca
Polimold B-32-38
Aço 1020
Aço 1020
Aço 1020
Polimold 8mm
Misumi GPA60GT2060-B-P8-NFC
Stock Drive Products A6D51M022DF0605
Gates 2MR-100-6
M3x4,5
M1,6x2,4
Maxon EC-4pole 305015 200W
Aço 1020
Redutor 1 Redutor planetário Maxon GP 32 C
Parafuso encaixe modular Parafuso M6 Indufix s/ cab. e sex. int.
