Oscillation and Reaction Board Techniques for Estimating Inertial Properties of a Below-knee Prosthesis

Jeremy D. Smith; Abbie E. Ferris; Gary D. Heise; Richard N. Hinrichs; Philip E. Martin

doi:10.3791/50977

JoVE Journal > Bioengineering

Please note that all translations are automatically generated. Click here for the English version.

Bioengineering

Oscillatie en Reaction Board technieken voor het schatten van inerte eigenschappen van een onder-knieprothese

Published: May 08, 2014

doi:

10.3791/50977

Jeremy D. Smith¹, Abbie E. Ferris¹, Gary D. Heise¹, Richard N. Hinrichs², Philip E. Martin³

¹School of Sport & Exercise Science,University of Northern Colorado, ²Kinesiology Program,Arizona State University, ³Department of Kinesiology,Iowa State University

Summary

Body segmentale inerte eigenschappen zijn vereist voor inverse dynamica modellering. Met behulp van een slinger-en reactie boord techniek, inerte eigenschappen van onder-knieprothesen werden gemeten. Met behulp van directe maatregelen van de prothese inertie in de inverse dynamica model van de beenprothese resulteerde in lagere magnitudes van daaruit voortvloeiende gezamenlijke krachten en momenten.

Abstract

Het doel van deze studie was tweeledig: 1) aantonen dat er een techniek die kan worden gebruikt om direct een schatting van de inerte eigenschappen van een onder-knieprothese, en 2) het contrast van de effecten van de voorgestelde techniek en die van het gebruik van intacte ledemaat inerte eigenschappen op gezamenlijke kinetische schattingen tijdens het lopen in eenzijdige, transtibial geamputeerden. Een oscillatie en de reactie board systeem werd gevalideerd en betrouwbaar te zijn bij het meten van inerte eigenschappen van bekende geometrische vaste stoffen. Bij directe metingen van inerte eigenschappen van de prothese werden gebruikt in inverse dynamica modellering van de onderste extremiteit in vergelijking met inertielle schattingen op basis van een intact schacht en voet, gezamenlijke kinetiek bij de heup en knie waren significant lager tijdens de zwaaifase van het lopen. Verschillen in gezamenlijke kinetiek in stand, maar kleiner dan die waargenomen gedurende swing. Daarom moeten onderzoekers de nadruk op de zwaaifase van het lopen de impact van prosthes overwegenis inertie eigendom schattingen op studieresultaten. Voor houding, zou een van de twee inertiële modellen onderzocht in onze studie waarschijnlijk leiden tot vergelijkbare resultaten met een inverse dynamica beoordeling.

Introduction

Om de resulterende gezamenlijke krachten en momenten te kwantificeren tijdens beweging, is een omgekeerde dynamiek model van het systeem van belang zijn nodig bij het werken met empirische gegevens. Voor de onderste extremiteit biomechanica, inverse dynamica modellen vertegenwoordigen meestal de poot, de schenkel, en dij als starre lichamen. Input voor deze modellen komen uit drie primaire bronnen: a) motie kinematica, b) grondreactiekrachten, en c) segment antropometrie en inerte eigenschappen. Motion gegevens worden verzameld met verschillende bewegingsanalyse systemen, maar alle systemen hoofdzakelijk voor de fundamentele kinematica van de beweging (positie, snelheid en versnelling). Grondreactiekrachten worden verzameld met een kracht plaat en de contactinformatie krachten die op de voeten. Antropometrie zijn metingen rechtstreeks overgenomen uit het lichaam met behulp van heersers, flexibele tapes en / of remklauwen. Deze antropometrische metingen worden gebruikt om de inerte eigenschappen van het lichaam segmenten in de inverse dynamics analyses. Inerte eigenschappen zijn onder andere de massa, zwaartepunt (COM) plaats en traagheidsmoment (MOI) van het segment ten opzichte van een as door het segment COM of de proximale of distale gewricht. Methoden en apparatuur die wordt gebruikt voor het verzamelen van beweging en op de grond reactiekracht gegevens zijn vergelijkbaar tussen onderzoeksgroepen, maar traagheids schattingen van het lichaam segmenten kan sterk variëren tussen onderzoekers, afhankelijk van de methode die de onderzoeker kiest voor het schatten van deze inerte eigenschappen.

Verschillende technieken voor het schatten van de inerte eigenschappen van een volledig intact menselijk lichaam segment omvatten: 1) regressievergelijkingen gebaseerd op kadaver gegevens ^1-5, 2) wiskundige modellen (dwz geometrische modellen) ^6,7, en 3) scanning & beeldvormingstechnieken ^8-15. Veel van deze technieken vereisen directe metingen van het lichaam, maar het is eerder aangetoond dat, ongeacht de schattingsmethode gebruikt, de nauwkeurigheid van het lichaam segment inertiele schattingen op basis van deze methoden is hoog ^16. Ook is gebleken dat fouten in de schatting van de inerte eigenschappen van intacte lichaam segmenten minimale impact op de groottes van resulterende gezamenlijke momenten tijdens het lopen ^17,18. Gezamenlijke momenten worden beïnvloed in grotere mate door de grond reactie krachten, drukpunt locaties, even arm lengtes en segment kinematica ^17-19. Daarom is het niet verwonderlijk dat de methoden voor het schatten van inerte eigenschappen van het lichaam segmenten sterk verschillen van de literatuur bij het gebruik van valide personen als deelnemers aan het onderzoek gegeven dat kleine fouten in deze schattingen zijn waarschijnlijk weinig invloed op de resultaten van de studie hebben.

Veel van deze inertiële schattingen voor een volledig intacte rotorlichaam worden vaak gebruikt voor het schatten van de inerte eigenschappen van prothesen voor de onderste extremiteiten geamputeerden. Moderne onderste ledematen prothesen worden vervaardigd met behulp van lichtgewicht materialen resulting in prothetische ledematen die veel lichter is dan de ledematen die ze vervangen zijn. Dit resulteert in een inertiële asymmetrie tussen de prothese en intacte ledemaat. Vergeleken met een typische intacte schacht en de voet, de massa van een onder-knieprothese en stomp ongeveer 35% minder en heeft een zwaartepunt op ongeveer 35% dichter bij het kniegewricht ^20-23. De kleinere massa en proximale massaverdeling van de prothese produceert ook veel lager (~ 60%) traagheidsmoment ten opzichte van het kniegewricht van de prothese ten opzichte van die van het intacte schacht en de voet. Hoewel de onderzoekers ^24,25 hebben eerder gesuggereerd dat het gebruik van intact inertiële schattingen voor de prothese hebben weinig effect op de gezamenlijke kinetische schattingen, deze vergelijkingen gericht op het resulterende gezamenlijke momenten tijdens de standfase van het lopen, waar de grond reactie kracht domineert het moment geproduceerd in de gewricht. Tijdens schommel, waar grondreactiekrachten niet aanwezig zijn, deverminderd inerte eigenschappen van de prothese hebben meer kans op schattingen van de overblijvende gezamenlijke momenten beïnvloeden. Gezien het feit dat sommige onderzoekers bijvoorbeeld, ^26-32 benutten intact segment inertie eigenschappen prothese inerte eigenschappen vertegenwoordigen en anderen bijvoorbeeld ^21-23 schatting prothese inerte eigenschappen direct, is het belangrijk om de impact van de gekozen voor het schatten van de inerte eigenschappen van de prothese methoden te begrijpen . Het minimaliseren van de tijd die nodig is voor het meten van inerte eigenschappen van de prothese is een belangrijke overweging bij de ontwikkeling van onze techniek. In de hier gepresenteerde techniek blijft de prothese volledig intact voor alle metingen te meten tijden extra tijden in verband met een heroriëntering van de prothese na meting te verminderen en te voorkomen.

Dus het doel van deze studie was tweevoudig: 1) tonen een techniek die direct kunnen worden gebruikt om de inerte eigenschappen van abelow-knieprothese, en 2) het contrast van de effecten van de voorgestelde techniek en die van het gebruik van intacte ledemaat inerte eigenschappen van gezamenlijke kinetische schattingen tijdens het lopen in eenzijdige, transtibial geamputeerden. De hypothese was dat de gezamenlijke kinetische magnitude groter wanneer inerte eigenschappen van het intacte schacht en de voet worden gebruikt als inertie schattingen van de prothese ten opzichte van directe metingen van de prothese inerte eigenschappen.

Protocol

Deelnemers Zes eenzijdige, transtibial geamputeerden (5 mannetjes, 1 vrouwtje; leeftijd = 46 ± 16 jaar, massa = 104,7 ± 9,7 kg, hoogte = 1.75 ± 0.08 m) namen deel aan deze studie. Vijf van de zes mensen met een amputatie moesten amputaties als gevolg van traumatische verwondingen met de andere te wijten aan aangeboren botziekte. Alle geamputeerden gebruikt een slot en het type pin ophangsysteem voor de prothetische socket interface en een dynamische elastische respons prothesevoet (3 College Park, 2 Flex-voet, en 1 Genesis II). Werving van deelnemers gericht op geamputeerden die werden volledig ambulant, had een onderbeen prothese gebruikt voor ten minste een jaar, en onderhouden een zekere mate van lichamelijke activiteit, hetzij in hun beroeps-of dagelijkse activiteiten. Het protocol werd goedgekeurd door de universiteit Institutional Review Board, en geïnformeerde toestemming werd verkregen van elke deelnemer voorafgaand aan deelname. Bovengrondse Walking Trials <pclass = "jove_content"> gewenste loopsnelheid Elke deelnemer werd bepaald als de deelnemer liep langs een 20 m wandelpad met een comfortabele snelheid alsof lopen van hun auto naar de ingang van een winkel. Een fotocel-gebaseerde timing werd gebruikt om de tijd die nodig is om ongeveer 5 meter sectie in het midden van de loopbrug doorkruisen kwantificeren. Voorkeur loopsnelheid werd gekwantificeerd als het gemiddelde van vijf proeven. Elke deelnemer voltooide daarna vijf succesvolle bovengrondse wandelen proeven terwijl grondreactiekrachten van twee kracht platen (480 Hz) en beweging (60 Hz) gegevens van een zes-camera bewegingsanalyse systeem werden verzameld. Succesvolle proeven waren die binnen ± 3% van de preferente snelheid van de deelnemer en er was geen zichtbare indicatie van het aanpassen van de stride contact opnemen met de kracht platform. Retroreflecterende markeringen werden bilateraal op de trochanter major, laterale dijbeenknokkel, laterale malleolus, laterale aspect van de hiel, en het hoofd van het vijfde middenvoetsbeentje voorafgaand aan da geplaatstta collectie. Een drie-segment (dij, schacht en voet) sagittale vlak inverse dynamica model werd gebruikt voor het schatten resulterende gezamenlijke krachten en momenten in de heup, knie en enkel. Segment inerte eigenschappen voor intacte lichaam segmenten werden geschat op basis van regressievergelijkingen van de Leva 8. Inerte eigenschappen van de prothese en stomp werden direct gemeten en verdeeld tussen de prothetische schacht en de voet (zie stap voor stap protocol hieronder). Een factor MANOVA met herhaalde metingen werd toegepast om het effect van prothese traagheid schattingen, direct maatregelen of met schattingen van het intacte segment op piekresultante gemeenschappelijke krachten en momenten tijdens houding en swing bepalen. Gezien het feit dat resulterende gezamenlijke interventiemacht en even waren gelijk onder alle deelnemers, werd een algoritme in MATLAB geschreven (Mathworks, Natick, MA) te richten op specifieke vensters binnen de voetafwikkeling aan elk van de afzonderlijke piek quantit identificerenies (Zie% loopcyclus in tabel 2). Een Bonferroni aanpassing van de betrouwbaarheidsintervallen is gebaseerd op het aantal afhankelijke variabelen. Significantie verschillen bij p <0,05 beschouwd. Beschrijving van de Oscillatie en Reaction Board Systems De Oscillation systeem wordt gebruikt om de inerte eigenschappen van een prothese te meten omvat een buitenste kooi of ondersteuning structuur gemaakt van 80/20 aluminium, een innerlijke aluminium kooi die verstelbaar is, en een infrarood fotocel (zie figuur 1A). De binnenste kooi is opgehangen aan de buitenste kooi met een as die door twee lage wrijving perspassing lagers passeert. Om verschillende grootte prothesen de binnenste kooi kan worden verkort geschikt of verlengen met circa 15 cm (of 6 inch). Bovendien, de binnenste kooi heeft ook twee verstelbare platen die worden gebruikt om een veilige pasvorm van de prothese in de onder de kooi. Een plaat met een stelschroef is gebruikd zodat trillingen van de binnenste kooi minder dan 5 ° amplitude zodat schattingen kunnen worden gebaseerd op vergelijkingen van sinusvormige beweging. De fotocel wordt rechtstreeks aangesloten op een teller op een data-acquisitie kaart in de computer aan elkaar TTL puls opnemen als de kooi loopt voor de fotocel. Een LabView Virtual Instrument programma (VI) wordt gebruikt voor het verzamelen en verwerken van de TTL-pulsen. De binnenste kooi van de trilling (figuur 1A) wordt gebruikt als de reactie board (figuur 2) in combinatie met een schaal met een bereik tot 10 kg en gevoeligheid tot op 1 gram en twee randen mes gebruikt om de binnenste kooi ondersteunen tijdens de reactie bord metingen. De techniek voor het kwantificeren van de inerte eigenschappen van een onder-knieprothese bestaat uit drie stappen: 1) Oscillatie en Reaction Board Protocol, 2) wiskundige vergelijkingen te schatten Prothese Inertia, en 3) distribueren Prosthesis Inertia in Voet en Shank Seg menten. Figuur 1. A) Afbeelding van de oscillatie rek voor het meten van de periode van oscillatie. Merk op dat er een buitenste ondersteunende structuur die stationair als de binnenste kooi, waarin de prothese is bevestigd blijft, oscilleert heen en weer in de voorkant van een fotocel gebruikt voor timing. B) Close-up van de oscillatie as die toont ook de stelschroef gebruikt om oscillatie amplitudes ingesteld op minder dan 5 °. C) Close-up van de fotocel en distale uiteinde van de binnenste kooi om de verstelbare eindplaten illustreren. Merk op dat voor het gewicht van de binnenste kooi we gebruikten dunne aluminium en verwijderde overtollige aluminium zonder dat de sterkte van de constructie te verminderen. ighres.jpg "/> Figuur 2. Reactie bout schema van de verstelbare aluminium frame (dwz binnenste kooi) uit de buitenste steunstructuur van het trilsysteem illustreert de reactie board opstelling voor het schatten zwaartepunt van het systeem. Merk op dat twee assen (aka, mesranden ) worden gebruikt om de inwendige kooi te ondersteunen; een uiterst links (distaal) uiteinde van de kooi en het overige (proximale) geplaatst over de bovenkant van de schaal. De afstand tussen deze twee ondersteunende assen geeft de lengte van de reactie bord. De oscillatie as komt uit de pagina. 1. Traagheidsmeetapparatuur Protocol Aanvankelijk hebben de geamputeerde zitten in een stoel waar de beenprothese comfortabel kan worden opgeheven van de stoel, zodat de persoon een reeks knie buigen en strekken acties als de knie draaipunt (COR) is geïdentificeerd kan uitvoeren. Zodra de knie COR wordt geïdentificeerd (het kan nuttig zijn om een kleine taart te plaatsence van tape bij de COR), de geamputeerde voet en meet de volgende. Meet de afstand van de bovenkant (lip) van de prothese aan de knie COR; Als de knie COR zit inferieur aan de lip van de prothese deze waarde moet worden geregistreerd als een negatieve waarde. Meet de afstand tussen de knie en de enkel COR COR. De enkel COR wordt aangenomen dat een soortgelijke locatie als die van het intacte enkel. Met de prothese en de onderliggende huls verwijderd, neem verschillende metingen van de stomp met een flexibele meetlint. Gebruik deze metingen een schatting van de inerte eigenschappen van de stomp op basis van het modelleren van de stomp als de afgeknotte recht cirkelkegel 6,21 en uitgaande van een uniform weefsel dichtheid van 1,1 g ∙ cm -3 13. Meet de proximale omtrek van de stomp. Deze omtrek moet worden gemeten als de grootste omtrek dicht bij het kniegewricht (<em> bijvoorbeeld, meestal ongeveer twee vingers breedte van het kniegewricht). Meet de omtrek van de distale stomp. Deze omtrek worden gemeten op de laatste botuitsteeksel op het distale uiteinde van de stomp. Meet de lengte van de stomp als de afstand van de fibula onderlinge meest distale aspect van de stomp. Verwijder de binnenste kooi van de oscillatie rek door het verwijderen van de as. Zet liner de geamputeerde en elke laag van de geamputeerde gebruikt momenteel in de bus van de prothese. Vervolgens veilig de positie van de prothese met schoen nog steeds op in het binnenste oscillatie kooi (figuur 1). In dit systeem twee verstelbare platen horizontaal schuiven wanneer vastgezet in positie zet de bovenkant van de prothese binnen de kooi. Voor de voet van de prothese gebruiken een klittenband om het te beveiligen op distale plaat van de kooi. Plaats de binnenste kooi binnen de oscillatie rack. Secure de as en zorg ervoor dat de opschortende arm van de binnenste kooi lijn staat met de stelschroef dat de hoek van de oscillatie zal ingesteld op minder dan 5 °. Verzamel drie oscillatie onderzoeken met de prothese gelegen in het binnenste kooi. De periode van de trilling zal de tijd die het kost om een volledige oscillatie compleet met de binnenste kooi swingende onder zijn eigen gewicht en alleen beïnvloed door de zwaartekracht te vertegenwoordigen. Om te beginnen een oscillatie proef trek de binnenste kooi terug totdat hij raakt de stelschroef en verplaats het naar voren totdat de ruimte tussen de stelschroef en innerlijke kooi zichtbaar is. Noteer de gemiddelde tijd voor een volledige cyclus van de trilling voor elk onderzoek. Voorafgaand aan het verschuiven naar de reactie boord metingen, meten en registreren de volgende dimensies van de binnenste kooi met de prothese nog steeds vast in het rek met behulp van digitale schuifmaat of een flexibel meetlint. Deze maatregelen zullen worden gebruikt als de binnenste kooi configuratiewijzigingen op het verwijderen van de prothese in stap 1.9 enOok tijdens de schattingen van de inerte eigenschappen van het systeem. Deze metingen zijn makkelijker te nemen met de innerlijke kooi horizontaal geplaatst en rust op het mes randen voor de reactie board test. Meet de afstand tussen de bovenste instelbare plaat en de vaste dwarsbalk boven de binnenste kooi. Meet de afstand tussen de onderste instelbare plaat en de vaste dwarsbalk boven de binnenste kooi. Meet de afstand tussen de onderste instelbare plaat en de vaste dwarsbalk onderin de binnenste kooi. Meet de lengte van de reactie boord; dit is de afstand tussen de locaties van de twee meskanten die worden gebruikt als dragers bij de reactie planktest. Plaats het rek en prothese in de reactie board setup. Zorg ervoor dat de weegschaal op nul staat op dit punt. Plaats een uiteinde van de binnenste kooi over de schaal, en plaats het mes rand aan de onderzijde van de inner kooi zodat er geen spanning ontstaan tussen de twee randen mes en het binnenste kooi waterpas. Til de schaal-end meerdere malen en plaats het terug op de schaal. Zodra een consistente afleesbaar voor de schaal is bereikt, noteer deze waarde. Verwijder de prothese uit de binnenste kooi. Indien de eerste en / of bodemplaten moest worden verplaatst om de prothese te verwijderen, de platen terug in hun oorspronkelijke stand met de afmetingen gemeten in stap 1.7. Zodra kooi afmetingen zijn wat ze waren met de prothese in de kooi, herhaal stap 1.8 op te nemen de reactie bord lezen voor alleen de kooi. Verwijder de schoen van de prothese en meet de massa van de schoen, gevolgd door de massa van de prothese zonder de schoen. Neem verscheidene metingen van de prothese. Meet de afstand tussen de COR van de enkel en de plantaire oppervlak van de voet. Meet de lengte van prothesevoet zonder de schoen. Plaats de schoen terug op de prosthesis en meet de afstand van de enkel COR om zool van de schoen en de lengte van de voet met de schoen op. Plaats de binnenste kooi binnen de oscillatie rack ervoor te zorgen dat de zwarte hoek met reflecterende tape is het dichtst bij de fotocel. Zet de as en zorg ervoor dat de opschortende arm van de binnenste kooi lijn staat met de stelschroef dat de hoek van de oscillatie zal ingesteld op minder dan 5 °. Verzamel 10 oscillatie proeven, waar dit keer alleen de eerste oscillatie periode van elke proef wordt opgenomen. Opmerking: Zie Bijlage A voor uitleg over waarom gebruiken we alleen de eerste oscillatie periode waarin de binnenste kooi geoscilleerd door zichzelf zonder de prothese. 2. Wiskundige Vergelijkingen voor het schatten van Prothese Inertia Pas lichaamsmassa te verklaren de gereduceerde massa van de prothese voor het schatten intacte segmenten inerte eigenschappen met behulp van de volgende vergelijking: <img fo:content-width="2in" src = "/ files/ftp_upload/50977/50977eq1.jpg" /> (1) waarbij ABM de aangepaste lichaamsmassa, MBM de gemeten lichaamsmassa tijdens het dragen van de prothese, M pro de massa van de prothese, M residu is de massa van het overblijvende lid (anatomische structuren onder de knie die na amputatie), en c (0.057 voor mannen, 0.061 voor vrouwen) is procent van ABM voor rekening van de intacte schacht en voet 8. Schat de inerte eigenschappen van de dij, de schenkel en de voet van de intacte been en dij van de prothese been op basis van de ABM en hun respectieve segmentlengten 8. De prothese massamiddelpunt locatie wordt eerst uitgedrukt ten opzichte van de referentie-as (figuur 2): CM pros_ax = (Lrxn * (R pros + frame – R frame)) / m profs (2) waar Lrxn is de afstand tussen de steunpunten, R profs + staat voor het schaaluitlezing de prothese en aluminium frame samen, R staat voor het schaalwaarde alleen het frame en m pro vertegenwoordigt de massa van de prothese. Op basis van de afstand tussen oscillatie en referentieas (Losc_ref) het zwaartepunt locatie van de prothese wordt uitgedrukt ten opzichte van de oscillatie-as: CM pros_osc = Losc_ref – CM pros_ax (3) Dit is nodig in volgende berekeningen van het traagheidsmoment van de prothese ten opzichte van de oscillatie-as. Tenslotte wordt het zwaartepunt locatie uitgedrukt ten opzichte van het proximale uiteinde van de prothese mof basis van de afstand tussen de oscillatie-as en de bovenste instelbare eindplaat (d_plate): CM pros_prox = CM pros_osc – d_plate (4) Bereken het traagheidsmoment voor elke conditie (kooi alleen en kooi + prothese): 977eq5.jpg "/> (5) waarin I as is het traagheidsmoment ten opzichte van de oscillatie-as, τ is de gemiddelde periode van een trilling, m de massa van het systeem, g de versnelling van de zwaartekracht, en d de afstand tussen de as en de oscillatie massamiddelpunt van het systeem. Het traagheidsmoment van de prothese ten opzichte van de oscillatie-as wordt berekend als het verschil tussen I as voor de kooi alleen en I as voor de kooi plus prothese. De parallelle assenstelling wordt dan gebruikt om het traagheidsmoment van de prothese om een dwarsas door kniegewricht drukken. Combineer de inerte eigenschappen van de stomp en prothese bepalen de gecombineerde massa zwaartepunt ten opzichte van de knie en met de parallelle assenstelling drukken het traagheidsmoment van het systeem om een dwarsas door het gecombineerde zwaartepunt locatie . 3. VerdelenProthese Inertia in Voet en Shank Segmenten Om de inerte eigenschappen van de prothese en stomp verdelen in een voet (alleen prothesevoet) en schacht segment (prothesekoker, pyloon, en stomp) voor inverse dynamica modellering segment inerte eigenschappen werden bepaald op basis van gegevens uit een ontmantelde prothese. De totale massa van de gedemonteerde prothese was 2,126 kg, met een socket massa (inclusief pyloon massa) van 1,406 kg en een voet massa van 0,72 kg. Dus 66% van de totale prothese massa werd toegedeeld aan de prothesekoker en 34% werd toegedeeld aan de voet. Een gevoeligheidsanalyse uitgevoerd om te bepalen welk effect dit op de geschatte traagheidsmoment van de prothese over het kniegewricht was. Deze analyse is gebaseerd op experimentele metingen van de inerte eigenschappen van zes onder de knie prothesen van Mattes et al.. 21 (gegevens werden verkregen via persoonlijke communicatie met de auteurs). Bij de profsthetische schacht en voet massa's werden bepaald op basis van de Leva 8 (een voet = 24%; schacht = 76% van de totale prothese massa), de totale traagheidsmoment van de prothese over het kniegewricht werd onderschat met ongeveer 5% ten opzichte van de werkelijke experimentele waarde geschat met behulp van een oscillatie techniek. Met percentages gebaseerd op gedemonteerde prothese voor mond (34%) en schacht (66%) massa, de totale traagheidsmoment om het kniegewricht overschat met ongeveer 2% ten opzichte van de experimentele maatregel. Verdeel prothese massa tussen prothesevoet (34%) en de bus (66%) segmenten op basis van metingen van een ontmanteld prothese. COM locatie van de voetprothese werd bepaald op basis van regressievergelijkingen voor een intact voet 8. Deze stap is gebaseerd op de resultaten van gevoeligheidsanalyse van Miller 25 en Czerniecki et al. 24. Miller 25 geschat resulterende gezamenlijke momenten op de knee met: a) directe metingen van de prothese inerte eigenschappen, en b) het gebruik van prothese inerte eigenschappen geschat op basis van regressies vergelijkingen voor een intact schacht en voet. Het gemiddelde verschil tussen knie schip profielen voor de twee verschillende methodes en twee vakken ongeveer 3 Nm. Dit gemiddelde verschil in magnitude bedroeg minder dan 2% van de piek knie moment tijdens houding. Czerniecki et al.. 24 ontmanteld meerdere onder-knieprothesen en evenwichtige de prothese voet op een mes rand aan de COM-locatie te bepalen. Wanneer ze vergeleken resultaten schattingen gebaseerd op regressievergelijkingen een intacte mond, vonden zij dat er weinig verschil tussen de twee schattingen. MOI van de voetprothese een dwarsas hoewel het COM bepaald volgens de Leva's 8 regressies voor een intact voet en de voet geschatte massa van stap 1. Traagheidsmoment van de voet zich ook ten opzichte van het kniegewricht using de parallelle as theorema. (6) (7) COM locatie van de prothesekoker (CMpros_sock) werd bepaald door het combineren van een schatting van de COM-positie voor de volledige prothese (CMpros_limb, niet met inbegrip van de stomp inerte eigenschappen), verkregen met een reactie board techniek, en de toegewezen COM locatie van de prothetische voet ten opzichte van het kniegewricht (CMpros_ft) van Stap 3.2. De CMpros_sock werd gedwongen op een rechte lijn tussen de knie en enkel te liggen en werd bepaald als: (8) MOI van de voetprothese rond een as hoewel het kniegewricht werd afgetrokken van de experimentele meting voor MOI van de gehele prothese over het kniegewricht (Iknee_limb) bepalen MOI van slechts de prothesekokerover het kniegewricht (Iknee_sock). De parallelle assenstelling werd vervolgens toegepast op MOI van de prothesekoker om een as te uiten door middel van haar COM (Icm_sock). (9) (10) De inerte eigenschappen van de stomp (anatomische structuren blijft onder de knie na amputatie) werden gecombineerd met de inerte eigenschappen van de prothese schacht, die werden gebruikt als inerte eigenschappen van de schacht segment aan de zijde van de prothese inverse dynamica model. (11) (12) (13) (14) </li>

Representative Results

Inerte eigenschappen van de beenprothese distaal van de knie lager dan die van het intacte poot (tabel 1). Gemiddeld over deelnemers prothetische kant massa was 39% lager, traagheidsmoment om een dwarsas door de knie was 52% lager en het zwaartepunt locatie was 24% dichter bij de knie vergeleken met waarden voor de intacte been. Onderwerp Intact * Massa (kg) Voors † Massa (kg) Est. Verschil in massa (kg) ‡ Iknee intact (kg · m 2) Iknee profs (kg · m 2) Intact cm onder het kniegewricht (m) Pros cm onder het kniegewricht (m) Een 6.03 4.27 1,76 0.604 0.325 0.268 0.215 B 6.07 3.39 2,68 0.400 0.196 0.215 0.177 C 5.80 3.12 2,68 0.575 0.194 0.264 0.198 D 5,72 3.17 2.55 0.559 0.317 0.265 0.191 E 7.14 4.65 2,49 0.742 0.325 0.276 0.200 F 6.23 4.22 2,01 0.585 0.287 0.260 0.192 Gemiddelde ± STD 6.17 ± 0.51 3.80 ± 0.66 2.36 ± 0.38 0.578 ± 0.109 0.274 ± 0.063 0.258 &# 177; 0.022 0.196 ± 0.013 * Intact verwijst naar waarden voor de gecombineerde intact schacht en voet. † Voors verwijst naar waarden voor de gecombineerde prothese en stomp. ‡ traagheidsmoment om een transversale as door de knie. Tabel 1. Vergelijking van de inerte eigenschappen tussen de prothetische en intacte ledematen vanaf de knie. Resulterende gezamenlijke krachten (figuur 3) en momenten (figuur 4) op de enkel, knie en heup werden getroffen door de inertie parameters in de inverse dynamica model. In het bijzonder werden gezamenlijke kinetiek verminderd tijdens swing initiatie (~ 65% van de voetafwikkeling) en swing beëindiging (~ 95% van de loopcyclus) als directe maatregelen van de prothese inertie werden gebruikt in inverse dynamica assessments vergeleken met regressies gebaseerd op intacte anatomie ( <strong> Tabel 2). Effectgrootten suggereren deze verschillen tijdens swing waren niet triviaal (≥ 1.0). Daarnaast gezamenlijke kinetische waarden tijdens swing initiatie en terminatie met gemiddeld 80% wanneer intact inertiele schattingen zijn gebruikt, vergeleken met directe maatregelen van de prothese inerte eigenschappen. Wanneer dus inerte eigenschappen van een intact ledematen werden gebruikt om het model van prothetische zijde gezamenlijke kinetische profielen van de prothese zijde tijdens schiet leek meer op die van een intact ledematen (zie figuren 3 en 4). Tijdens houding, werden een aantal statistische verschillen waargenomen. Het grootste effect maat voor ieder verschil in houding werd waargenomen voor de heup anterioposterior resulterende gezamenlijke troepenmacht (ES = 0.86). Hoewel dit effect groot is en nog steeds beschouwd als onderdeel van houding, de piekwaarde voor deze maatregel gebeurde tijdens terminal houding (~ 52%), of als het ledemaat werd de overgang naar swing. Effect maten en voor alle andere significant verschillen waargenomen tijdens stand varieerde 0,01-0,41, dat zou worden beschouwd als klein effecten de grootste van deze waarden worden waargenomen in de heup resulterende verbinding reactiekrachten. Hoewel significante verschillen gevonden tijdens de standfase, kunnen deze verschillen indien beschouwd in termen van de grootte van het verschil (dwz effectgrootten) leiden tot een van de zin van deze verschillen in twijfel. Figuur 3. Resulterende gezamenlijke reactie krachten van de enkel, knie en heup in de anterioposterior (linker panelen) en verticale richting (rechter panelen). Gegevens werden gemiddeld over onderwerpen voor de presentatie. De standfase begint bij 0% van de loopcyclus met voet contact en eindigt bij ongeveer 60% van de loopcyclus met toe-off. Schommel gaat door tot de volgende voet contact van thij hetzelfde been op 100% van de voetafwikkeling. Klik hier om een grotere versie van deze afbeelding te bekijken. Figuur 4. Resulterende gezamenlijke momenten om een dwarsas (aka, mediolateral as) door de enkel, knie en heup. Gegevens werden gemiddeld over onderwerpen voor presentatie. De standfase begint bij 0% van de loopcyclus met voet contact en eindigt bij ongeveer 60% van de loopcyclus met toe-off. Swing door tot het volgende voet contact van hetzelfde been 100% van de loopcyclus. Tabel 2. Peak resulterende gezamenlijke reactiekrachten en momenten gemiddeld over onderwerpen en statistische vergelijkingen tussen de twee inertiele modellen voor gezamenlijke kinetiek de prothetische kant's Notes:. Mean gegevens worden gepresenteerd als gemiddelde (SD). % Gait Cycle kolom geeft het gemiddelde percentage over onderwerpen waar de piekwaarde plaatsgevonden voor die variabele. P <0,05 als significant.

Discussion

Een oscillatie en reactie boord techniek werd voor het schatten van de inerte eigenschappen van onder-knieprothesen. Dit systeem werd gevalideerd en betrouwbaar te zijn bij het schatten van inerte eigenschappen van bekende geometrische vaste stoffen (bijlage A). A) door directe meting met behulp van oscillatie en reactie boord technieken, en b) met behulp van standaard voorspelling vergelijkingen gemaakt voor intacte ledematen: prothese lidmaat inerte eigenschappen voor een groep van eenzijdige, transtibial geamputeerden werden op twee manieren geschat. De resulterende traagheids pand schattingen voor de prothese aanzienlijk van elkaar verschillen voor twee benaderingen. Dit verschil in inerte eigenschappen resulteerde in een significant verschillende schattingen van gezamenlijke kinetiek tijdens het lopen, met grotere verschillen gedurende swing wordt waargenomen.

Hoewel er aanzienlijke verschillen in joint kinetiek opgetreden tijdens houding met behulp van de twee verschillende inertiele parameter schattingen, waren deze verschillen small bij het overwegen van de gevolgen maten voor deze verschillen en in vergelijking met verschillen waargenomen tijdens swing. In de meeste studies van de menselijke beweging, kunnen deze statistisch significante verschillen in houding geen invloed hebben op de uitkomsten van de studie hebben. Grondreactiekrachten hebben een grote invloed op de totale ogenblik magnitudes van de onderste extremiteiten gewrichten tijdens de standfase van het lopen. ^17-19 Hoewel er significante verschillen in de inertie parameters voor beide modellen, deze verschillen waren niet genoeg om het belang van de te overwinnen grond reactiekracht bijdrage aan de gezamenlijke moment dat de productie tijdens houding. Miller ²⁵ ook eerder gesuggereerd dat de inerte eigenschappen van de prothese kant had weinig effect op grootheden van de onderste extremiteit gezamenlijke kinetiek tijdens de standfase van het lopen. Echter, Miller ²⁵ duurde slechts rekening gehouden met de verschillen in massa en zwaartepunt locatie van de ledematen bij wijziging van de prosthetic ledemaat's inerte eigenschappen van de inverse dynamica model. Verschillen in traagheidsmoment werden niet opgenomen in het model, maar werd gesuggereerd dat zelfs indien het traagheidsmoment verdubbeld of gehalveerd zou waarschijnlijk weinig effect op de omvang van het verbindingsmoment. De term Iα in de vergelijking van de beweging goed voor minder dan 3% van de totale gezamenlijke moment dat op een bepaald punt tijdens de standfase van het lopen. In absolute termen is de grootste verandering in ogenblikomvang voor onze studie waargenomen in het heupgewricht moment ~ 11% van de voetafwikkeling waar de gemiddelde omvang stijging was ~ 2 N · m. Dit was ongeveer de helft van de omvang toename die werd waargenomen door Miller ²⁵ tijdens de standfase van het lopen. Onze resultaten gecombineerd met die van Miller suggereren dat directe maatregelen van prothese inertie, met het moment van inertie, hebben slechts een klein of verwaarloosbaar effect hebben op de gezamenlijke ogenblik magnitudes van de heup en knie tijdens de Stance fase van wandelen of hardlopen.

Met betrekking tot de zwaaifase van het lopen, de keuze van inertiele model heeft wel een belangrijke invloed op de grootheden van de onderste extremiteit gezamenlijke kinetiek. Tijdens swing, is er geen grote externe kracht, zoals de grond reactiekracht tijdens houding. De beweging van de ledemaat veel meer afhankelijk van de traagheid in het systeem en de interacties tussen de segmenten. Dit kwam tot uiting in het grote veranderingen in gezamenlijke kinetische grootheden waargenomen wanneer de twee inertiële modellen werden gebruikt in de inverse dynamica analyse. Met behulp van regressievergelijkingen gebaseerd op intacte anatomie aan de prothese model tijdens de swing, suggereerde dat een grotere spierkracht nodig was dan wanneer de werkelijke gemeten inerte eigenschappen van de prothese werden gebruikt.

De in dit document direct te meten de inerte eigenschappen van een onder-knieprothese beschreven techniek heeft een aantal beperkingen. We hebben werkwijzen beschreven eennd gemaakt inertie eigendom metingen van de benen alleen voor sagittaalvlak analyses. Verbeteringen van dit systeem bestaan een inwendige kooiconstructie die kunnen worden opgehangen drie assen zodat alle drie hoofdtraagheidsmomenten kunnen worden gemeten. Bovendien kan de reactie board techniek worden gebruikt voor alle drie vlakken om de driedimensionale locatie van de prothese massamiddelpunt meten. Een andere verbetering die de schattingen van de stomp massa iets nauwkeuriger zou kunnen maken zou zijn om een volumetrische evaluatie gebruiken zoals beschreven door Czerniecki en collega's ²⁴ waar de stomp is opgehangen in een cilinder met water om het volume te schatten, terwijl een uniform weefseldichtheid is toegepast op de massa van de ledemaat's schatten. Bovendien, in plaats van een veronderstelde opzichte van de totale massa van de prothese prothesekoker en voet distribueren elke prothese kan worden afgerukt bij de enkel zodat elke component weighe kanO onafhankelijk. Een andere beperking van onze techniek is dat het wat meer tijd nodig tijdens een experimentele sessie. In het algemeen is het gebruik van onze techniek om rechtstreeks de prothese inertie waarschijnlijk toe 30 min aan de totale tijd die nodig is voor een gegevensverzameling sessie.

Door onze kleine steekproef van onder-knieprothesen met gelijkaardige ontwerpen (dwz, slot en pin schorsingen en dynamische elastische respons prothetische voet), het ontwikkelen van definitieve aanbevelingen voor het schatten van inerte eigenschappen van onder de knie protheses zo simpel percentages van intacte ledemaat inertie eigenschappen is problematisch . Niettemin, het combineren van onze resultaten met traagheids ramingen voor onder-knieprothesen uit andere studies ^20,21,23 en het vergelijken van deze resultaten met de ramingen voor intacte ledematen inertie, wat consistente trends zichtbaar worden. In vergelijking met de intacte ledemaat, de massa van de prothetische kant is consequent 30-40% minder, de COM locatie is 25-35% cverliezer het kniegewricht en de MOI is 50-60% lager om een dwarsas door het kniegewricht.

Concluderend gebruik regressievergelijkingen een intacte schacht en voet model de inerte eigenschappen van een onder-knieprothese de magnitudes van gezamenlijke kinetische schattingen invloed tijdens swing, maar slechts een kleine of minimaal effect op deze grootheden tijdens de standfase hebben. Zo is voor de onderzoekers zich uitsluitend richt op de standfase van voortbewegen met behulp van inerte eigenschappen van het intacte ledemaat het modelleren van de prothetische kant zal waarschijnlijk niet de conclusies van de studie veranderen. Echter, voor degenen die geïnteresseerd zijn in zwaaifase kinetiek, directe maatregelen van de prothese inerte eigenschappen moet worden overwogen om te voorkomen dat verkeerde voorstelling van de ware dynamiek van beenprothese swing.

Appendix A

Betrouwbaarheid en validiteit van Moment of Inertia en Center of Mass Schattingen

Om de betrouwbaarheid en validit beoordeleny van onze experimentele metingen van de prothese traagheidsmoment en zwaartepunt locatie werden twee eenvoudige experimenten uitgevoerd. In het eerste experiment werden traagheidsmomenten en zwaartepunt locaties van vier voorwerpen experimenteel geschat drie afzonderlijke studies. De vier objecten waren: 1) 9 x 9 x 61 cm blok van behandeld hout (massa = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm blok van onbehandeld hout (massa = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm blok van onbehandeld hout (massa = 1,8 kg), en 4) 61 cm lang stuk PVC pijp met en inwendige diameter van 8 cm en een uitwendige diameter van 9 cm (massa = 0,8 kg). Een oscillatie techniek ¹² werd gebruikt voor het schatten binnenkort elk object traagheidsmoment om een dwarsas door het midden massa. Wanneer een object oscilleert om een vaste as, de periode van oscillatie (τ) van het object evenredig traagheidsmoment om die vaste as van het object. Als de trillingsamplitude minder dan 5 ° ten opzichte van een neutrale positie,het traagheidsmoment van het object kan worden geschat op basis van de beweging van een eenvoudige slinger:

(A.1)

waarin I _as is het traagheidsmoment ten opzichte van de oscillatie-as, m de massa van het systeem, g de versnelling van de zwaartekracht, en d de afstand tussen de oscillatie-as en het zwaartepunt van het systeem.

Een reactie board techniek werd gebruikt voor het centrum van de massa plaats van elk object te schatten. Statisch evenwicht werd uitgegaan (Σ _momenten = 0) en de door het gewicht van het voorwerp momenten, werden gewicht van het frame en reactiekracht opgeteld om een vaste referentieas. Het traagheidsmoment en zwaartepunt locatie van elk object werd geschat op basis van eenvoudige geometrische vergelijkingen. Onze experimentele maatregelen werden vergeleken met deze geometrische estimations naar validiteit te beoordelen. Betrouwbaarheid van onze ramingen voor zwaartepunt locatie en traagheidsmoment werd beoordeeld met behulp van twee (een voor COM schatting en een voor MOI schatting), enkele factor algemeen lineair model ANOVA, met 3 herhaalde metingen als gevolg van de drie proeven. Intraclasscorrelatie coëfficiënten (ICC) werden ook berekend aan de herhaalbaarheid van onze schattingen te bepalen.

In een tweede experiment hebben we de betrouwbaarheid van onze periode van oscillatie (τ) meting. τ werd gemeten gedurende 10 opeenvolgende onderzoeken met alleen het aluminium frame opgehangen aan de oscillatie-as en 10 opeenvolgende studies met een houten blok (massa = 2,8 kg, afmetingen = 9 x 9 x 61 cm) bevestigd in het aluminium frame en zowel opgehangen aan de oscillatie as. Tijdens elke proef werd τ gemeten gedurende 10 opeenvolgende oscillaties met behulp van een fotocel waarvan de uitgangsspanning varieert op basis van het gereflecteerde licht intensiteit. Betrouwbaarheid van onze meting voor τ was eenssessed met vier, enkele factor algemeen lineair model ANOVA, met 10 herhaalde metingen. Twee (een frame alleen proeven en een voor het frame + blok trials) ANOVA's werden gebruikt om te bepalen of τ verschilden tussen opeenvolgende oscillaties (dwz de data matrix is opgezet, zodat de factor was opeenvolgende periodes van oscillatie binnen een bepaalde proef). Daarna werden de matrices 90 ° gedraaid zodat de factor achtereenvolgende proeven en twee ANOVA werd gebruikt om te bepalen of τ verschilden opeenvolgende proeven. Intraclasscorrelatie coëfficiënten (ICC) werden ook berekend aan de herhaalbaarheid van onze metingen te bepalen.

Resultaten van experiment 1 – De Vier dingen

Traagheidsmoment om een dwarsas door het zwaartepunt (I_obj_cm) elk object werd consequent overschat (met ~ 5% voor houten blokken en ~ 12% PVC buis) ten opzichte van de schattingen gebaseerd op elke ObjectR17; s massa en geometrie (Iz) (tabel 3). Onze schattingen waren echter uiterst betrouwbaar. Er was geen verschil in de gemiddelde traagheidsmoment _(2,6 F = 0,154, p = 0,861) voor de vier objecten in de drie studies. Daarnaast ICC bleek dat in de onderzoeken onze traagheidsmoment schatting was zeer herhaalbare (ICC = 1.00). Dus, hoewel onze schatting neiging om het traagheidsmoment van het object overschatten in vergelijking met de geometrische schatting onze schattingen betrouwbaar waren.

Ons zwaartepunt locatie schatting met behulp van een reactie board techniek was in overeenstemming met schattingen op basis van de veronderstelling dat een gelijke dichtheid en een geometrische model. De verschillen waren minder dan 1%. Er was geen verschil in het gemiddelde zwaartepunt locatie (F _2,6 = 1,126, p = 0,384) voor de vier objecten in de drie studies. Daarnaast ICC bleek dat in de onderzoeken ons zwaartepunt schatting was zeer herhaalbare (ICC> 0.99). Aldusonze zwaartepunt schattingen waren valide en betrouwbaar.

.. Tabel 3 Onze experimentele schattingen van traagheidsmomenten en zwaartepunt locaties voor de vier objecten in vergelijking met schattingen op basis van de massa en geometrie van elk object Klik hier om een vergrote weergave van de tafel te krijgen. Variabele definities: mframe = massa van het aluminium frame; mobject = massa van het voorwerp; t_frame = periode van oscillatie van alleen het frame; slingerperiode werd bepaald als het gemiddelde van 10 opeenvolgende oscillaties en over drie opeenvolgende proeven. t_object = de periode van de trilling van het frame en samen verzetten; bepaald gelijk t_frame; I_Frame_osc = I van het frame ten opzichte van de oscillatie-as;I_Frame_obj_osc = I van het frame plus object ten opzichte van de oscillatie-as; I_obj_osc = I van het object ten opzichte van de oscillatie-as; I_obj_cm = I van het voorwerp om een as door het zwaartepunt van het object; Iz = theoretische voorspelling van I over CM van het object met behulp van de volgende meetkundige voorspelling vergelijkingen:
PVC: ; waar R was buitenste straal, r was binnenste straal, en h was lengte
Hout: ; waarin a de lengte en breedte b Geometric CM locatie werd voorspeld als 50% van de lengte object.

Resultaten van experiment 2 – Periode van Oscillatie (τ) Assessment

Als het aluminium frame alleen werd opgehangen aan de oscillatie-as en gezwaaid, τ consequent en systematisch verlaagd (F _9,81 = 123,25; p <0,001) in de eerste 10 oscillaningen met ongeveer 6 msec in alle 10 oscillatie trials (figuur 5; linker paneel). Across studies werd de gemiddelde periode van oscillatie ook gevonden significant (F _9,81 = 13,97, p <0,001) wanneer alleen het frame is oscilleren. Echter, ICC bleek dat binnen een bepaald proces de systematische daling van τ over de eerste 10 oscillaties was herhaalbare (ICC = 0.99). Wanneer het frame en houten blok (m = 2797 g) samen werden gezwaaid, heeft τ niet veranderen in de loop van de eerste 10 oscillaties (F _9,81 = 3,031, p = 0,116) en de gemiddelde τ over 10 opeenvolgende studies niet significant ( F _9,81 = 3,533, p = 0,093) (figuur 5; rechter paneel). ICC voor het frame plus object studies wijzen uit dat binnen een bepaalde proef τ is niet herhaalbaar van oscillatie naar oscillatie (ICC = 0.17). Deze gegevens suggereren dat voor het frame enige proeven τ beter geschat als een gemiddelde van de eerste oscillatie over een reeks tri ALS en dat wanneer een object met soortgelijke van een onder-knieprothese eigenschappen oscilleert, τ beter geschat als het gemiddelde over opeenvolgende trillingen en over een aantal proeven.

Figuur 5. Periode van oscillatie gemeten voor (A) aluminium frame alleen en (B) frame en houten blok (blok massa = 2,8 kg, blok afmetingen = 9 x 9 x 61 cm). Elk paneel toont 10 afzonderlijke studies met de eerste 10 oscillaties van elke proef getoond. Met alleen het frame opgehangen aan de oscillatie-as (linker paneel), τ systematisch daalde over de eerste 10 oscillaties. Echter, wanneer een houten blok werd toegevoegd aan het frame, τ niet systematisch variëren over de eerste 10 oscillaties (rechter paneel).

Gevoeligheid van Moment of Inertia tot periode van Oscillatie

t "> Omdat de resultaten van experiment 1 suggereren onze schattingen van het traagheidsmoment van een object zijn consequent overschat en de resultaten van experiment 2 suggereren dat τ van het frame af over de eerste 10 oscillaties, voerden we een gevoeligheidsanalyse om de beste methode te bepalen voor het kwantificeren . τ frame alleen proeven en frame plus object onderzoeken (Tabel 4) τ is recht evenredig met het traagheidsmoment van een object:

(A.2)

waarin I _as is het traagheidsmoment ten opzichte van de oscillatie-as, m de massa van het systeem, g de versnelling van de zwaartekracht, en d de afstand tussen de oscillatie-as en het zwaartepunt van het systeem. Daarom, als τ af, dan neemt I _as omdat m, g en d constanten binnen een bepaalde proef. Aangezien we te ramenmate het traagheidsmoment van een object zoals:

Ik _obj = I _{obj + frame} – Als _Rame (A.3)

onderschatting van het traagheidsmoment van het frame _(I-frame) een groter moment van inertie raming voor het object _(OBJ I), die past bij onze schattingen in experiment 1 produceren. Figuur 6 toont τ van experiment 1 alleen zowel het frame proeven en frame plus object proeven voor de lichtste object en zwaarste object. Deze figuur illustreert dat voor zwaardere objecten (bijvoorbeeld onder de knie prothese) is er geen duidelijke afname van τ over de eerste 10 oscillaties, maar voor lichtere objecten is er een lichte systematische daling van τ.

Tabel 4. Vergelijkingvier verschillende methoden voor het bepalen periode van oscillatie. Het object wordt gebruikt in deze analyse was het 9 x 9 x 61 cm blok van behandeld hout. Voorwaarde C produceerde de beste schatting van het traagheidsmoment van het object ten opzichte van een alternatieve theoretische schatting op basis van de massa en de geometrie van het object. Klik hier om een vergrote weergave van de tafel te krijgen. Opmerkingen: Variabele definities zijn hetzelfde als tabel 3 Conditie. A: t_frame en t_object werden berekend als de gemiddelde periode van oscillatie van 10 opeenvolgende oscillaties over 3 proeven Toestand B:. t_frame en t_object werden berekend als het gemiddelde van de eerste periode van de trilling over 3 aparte trials Voorwaarde C:. t_frame werd bepaald als in Voorwaarde B; t_object werd bepaald zoals beschreven in Voorwaarde A. Voorwaarde D: t_frame werd bepaald zoals beschreven inToestand A; t_object werd bepaald zoals in Voorwaarde B.

Figuur 6. Perioden van oscillatie voor de zwaarste en lichtste voorwerpen. De linker panelen geven de eerste 10 periodes van oscillatie van drie proeven voor alleen het frame, en de juiste panelen weer hetzelfde voor het frame plus object proeven. Evenals in experiment 2, er is een systematische afname van τ via eerste 10 oscillaties wanneer slechts het frame oscilleert. Toen de zwaar voorwerp (m = 2,797 kg) werd schommelde, was er geen systematische afname van τ. Echter, een lichte daling τ waargenomen wanneer het licht object (m = 0,716 kg) werd geslingerd. Typische onder-Knieprothese massa is gemeld dat varieert 1,2-2,1 kg ^20,21. Dus zelfs voor de lichtste gewicht prothesen, τ mag nietvertonen een aanzienlijke daling over de eerste 10 oscillaties.

Conclusie

Als het aluminium frame alleen oscilleert, wordt de periode van oscillatie worden bepaald als het gemiddelde van de eerste oscillatie van 10 oscillatie proeven. Wanneer het aluminium frame en prothese worden schommelde, wordt de periode van de trilling worden bepaald als het gemiddelde van 30 oscillaties (3 proeven, 10 opeenvolgende oscillaties binnen elke proef).

Disclosures

The authors have nothing to disclose.

Acknowledgements

De financiering van de Amerikaanse en internationale Societies Biomechanica was voorzien voor deze studie.

Materials

Oscillation Rack & Reaction Board	Custom Built	Outer cage made from 80/20 aluminum, inner cage from various thicknesses of solid of aluminum.
Laboratory scale
NI LabView	National Instruments	Software for recording TTL pulses from infrared photocell.
BNC-1050	National Instruments	BNC Breakout box with direct pin connections to the data acquisition card
MATLAB	Mathworks Inc.	Software for processing oscillation and reaction board data to predict inertial properties of prosthesis.

References

Chandler, R. F., Clauser, C. E., McConville, J. T., Reynolds, H. M., Young, S. W. Investigation of the inertial properties of the human body. Pamphlets DOT HS-801 430 and AMRL. , (1975).
Clauser, C. E., McConville, J. T., Young, J. W. . Weight, Volume, and Center of Mass of Segments of the Human Body. AMRL Technical Report. , 60-70 (1969).
Dempster, W. Space requirements of the seated operator. , 55-159 (1955).
Hinrichs, R. N., et al. Regression equations to predict segmental moments of inertia from anthropometric measurements: an extension of the data of Chandler et. J Biomech. 18, 621-624 (1985).
Hinrichs, R. N., et al. Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al. J Biomech. 23, 949-951 (1990).
Hanavan Jr, E. P. A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102. AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).
Hatze, H. A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments. J Biomech. 13, 833-843 (1980).
Leva, P. Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov’s segment inertia parameters. J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).
Durkin, J. L., Dowling, J. J. Analysis of body segment parameter differences between four human populations and the estimation errors of four popular mathematical models. J Biomech Eng. 125, 515-522 (2003).
Durkin, J. L., Dowling, J. J., Andrews, D. M. The measurement of body segment inertial parameters using dual energy X-ray absorptiometry. J Biomech. 35, 1575-1580 (2002).
Jensen, R. K. Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method. J Biomech. 11, 349-358 (1978).
Martin, P. E., Mungiole, M., Marzke, M. W., Longhill, J. M. The use of magnetic resonance imaging for measuring segment inertial properties. J Biomech. 22, 367-376 (1989).
Mungiole, M., Martin, P. E. Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods. J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).
Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. The mass and inertia characteristics of the main segments of the human body. Biomechanics VIII-B. , 1152-1159 (1983).
Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. Biomechanics IX-B. Human Kinetics. , (1985).
Challis, J. H. Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters. Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).
Challis, J. H. Accuracy of Human Limb Moment of Inertia Estimations and Their Influence on Resultant Joint Moments. Journal of Applied Biomechanics. 12, 517-530 (1996).
Challis, J. H., Kerwin, D. G. Quantification of the uncertainties in resultant joint moments computed in a dynamic activity. J Sports Sci. 14, 219-231 (1996).
Hunter, J. P., Marshall, R. N., McNair, P. J. Segment-interaction analysis of the stance limb in sprint running. J Biomech. 37, 1439-1446 (2004).
Lin-Chan, S. J., et al. The effects of added prosthetic mass on physiologic responses and stride frequency during multiple speeds of walking in persons with transtibial amputation. Arch Phys Med Rehabil. 84, 1865-1871 (2003).
Mattes, S. J., Martin, P. E., Royer, T. D. Walking symmetry and energy cost in persons with unilateral transtibial amputations: matching prosthetic and intact limb inertial properties. Arch Phys Med Rehabil. 81, 561-568 (2000).
Smith, J. D., Martin, P. E. Short and longer term changes in amputee walking patterns due to increased prosthesis inertia. J Prosthet Orthot. 23, 114-123 (2011).
Smith, J. D., Martin, P. E. Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry. J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).
Czerniecki, J. M., Gitter, A., Munro, C. Joint moment and muscle power output characteristics of below knee amputees during running: the influence of energy storing prosthetic feet. J Biomech. 24, 63-75 (1991).
Miller, D. I. Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance. J Biomech. 20, 529-541 (1987).
Vanicek, N., Strike, S., McNaughton, L., Polman, R. Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking. Gait & Posture. 29, 415-420 (2009).
Royer, T., Koenig, M. Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation. Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).
Underwood, H. A., Tokuno, C. D., Eng, J. J. A comparison of two prosthetic feet on the multi-joint and multi-plane kinetic gait compensations in individuals with a unilateral trans-tibial amputation. Clin Biomech. 19, 609-616 (2004).
Sjodahl, C., Jarnlo, G. B., Soderberg, B., Persson, B. M. Kinematic and kinetic gait analysis in the sagittal plane of trans-femoral amputees before and after special gait re-education. Prosthet Orthot Int. 26, 101-112 (2002).
Bateni, H., Olney, S. Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait. Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).
Buckley, J. G. Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses. Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).
Yack, H. J., Nielsen, D. H., Shurr, D. G. Kinetic patterns during stair ascent in patients with transtibial amputations using three different prostheses. Journal of Prosthetics and Orthotics. 11, 57-62 (1999).

Play Video

PDF

DOI

DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite This Article

Smith, J. D., Ferris, A. E., Heise, G. D., Hinrichs, R. N., Martin, P. E. Oscillation and Reaction Board Techniques for Estimating Inertial Properties of a Below-knee Prosthesis. J. Vis. Exp. (87), e50977, doi:10.3791/50977 (2014).

Automatically Generated