Oscillation et du Conseil de réaction des techniques d'estimation inertie propriétés d'une prothèse tibiale
Summary
segmentaires du corps les propriétés d'inertie sont nécessaires pour la modélisation dynamique inverse. Utilisation d'une oscillation et technique du conseil d'administration de la réaction, les propriétés d'inertie des prothèses-dessous du genou ont été mesurées. Utilisation des mesures directes de l'inertie de la prothèse dans le modèle de la prothèse de jambe de dynamique inverse a donné lieu à des amplitudes inférieures des forces et moments résultants conjointes.
Abstract
Le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée pour estimer directement les propriétés d'inertie d'une prothèse de jambe, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l'utilisation de membre intact les propriétés d'inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Un système d'oscillation et le conseil de réaction a été validé et avéré fiable pour mesurer les propriétés d'inertie des solides géométriques connues. Lorsque des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse ont été utilisés dans la modélisation dynamique inverse de l'extrémité inférieure par rapport aux estimations d'inertie fondés sur une tige intacte et le pied, la cinétique communes de la hanche et du genou étaient significativement plus faibles au cours de la phase d'oscillation de la marche. Les différences dans la cinétique conjointes pendant attitude, cependant, étaient plus petits que ceux observés au cours swing. Par conséquent, les chercheurs se concentrant sur la phase d'oscillation de la marche doivent considérer l'impact de prosthesconstituent des estimations de propriété inertie sur les résultats de l'étude. Pour la position, soit l'un des deux modèles d'inertie étudiés dans notre étude aurait probablement conduire à des résultats similaires avec une évaluation de la dynamique inverse.
Introduction
Pour quantifier les forces et moments communs obtenus pendant le mouvement, un modèle du système d'intérêt de dynamique inverse est nécessaire lorsque l'on travaille avec des données empiriques. Pour la biomécanique des membres inférieurs, des modèles de dynamique inverse représentent généralement le pied, le jambonneau, et la cuisse corps rigides. Entrée pour ces modèles proviennent de trois sources principales: a) mouvement cinématique, b) des forces de réaction au sol, et c) anthropométriques de segment et propriétés d'inertie. les données de mouvement sont collectées avec une variété de systèmes d'analyse de mouvement, mais tous les systèmes fournissent essentiellement la cinématique de base du mouvement (position, vitesse et accélération). les forces de réaction au sol sont recueillies avec un plateau de force et de fournir les forces de contact agissant sur les pieds. Anthropométriques sont des mesures prises directement à partir du corps à l'aide de règles, de bandes flexibles, et / ou étriers. Ces mesures anthropométriques sont utilisées pour estimer les propriétés d'inertie des segments corporels utilisés dans la dynamiquement inversecs analyse. Propriétés d'inertie comprennent la masse, centre de masse (COM) l'emplacement et le moment d'inertie (MOI) du segment par rapport à un axe passant par le COM de segment ou proximale ou distale commune. Méthodes et l'équipement utilisés pour la collecte de données et le mouvement des forces de réaction au sol sont similaires entre les groupes de recherche, mais les estimations d'inertie des segments corporels peuvent varier considérablement entre les chercheurs en fonction de la méthode que le chercheur choisit pour estimer ces propriétés d'inertie.
Diverses techniques disponibles pour l'estimation des propriétés d'inertie d'un segment intact du corps humain comprennent: 1) des équations de régression basés sur les données de cadavres 1-5, 2) techniques des modèles mathématiques (c.-à-modèles géométriques) 6,7, et 3) numérisation et d'imagerie 8-15. Beaucoup de ces techniques nécessitent des mesures directes de l'organisme, mais il a été montré précédemment que, indépendamment de la méthode d'estimation utilisée, la précision des segments du corpsestimations d'inertie ment sur la base de ces méthodes est élevé 16. Il a également été montré que les erreurs dans les estimations des propriétés d'inertie des segments du corps intacts ont un impact minimal sur l'ampleur des moments communs obtenus lors de la marche 17,18. Joint moments sont influencées dans une grande mesure par des forces de réaction au sol, les emplacements de centre de pression, des longueurs de bras de moment, et de la cinématique de segment de 17 à 19. Par conséquent, il n'est pas surprenant que les méthodes d'estimation des propriétés d'inertie des segments corporels varient considérablement la littérature lors de l'utilisation des personnes valides comme participants à la recherche, étant donné que de petites erreurs dans ces estimations sont susceptibles d'avoir peu d'impact sur les résultats de l'étude.
Beaucoup de ces estimations d'inertie pour un segment de corps intact sont souvent utilisés pour estimer les propriétés d'inertie de prothèses pour les amputés des membres inférieurs. Modernes prothèses des membres inférieurs sont fabriqués avec des matériaux légers résultating dans les prothèses qui sont beaucoup plus légers que les membres qu'ils remplacent. Il en résulte une dissymétrie d'inertie entre la prothèse et l'intégrité physique intacte. Par rapport à une tige typique intact et du pied, la masse d'une prothèse tibiale et membre résiduel est d'environ 35% de moins et a un centre de gravité situé à environ 35% plus près de l'articulation du genou de 20 à 23. La masse plus faible et de la distribution de masse plus proximale de la prothèse produit également un (~ 60%) Le moment d'inertie beaucoup plus faible par rapport à l'articulation du genou pour la prothèse par rapport à celui de la tige et le pied intact. Bien que les chercheurs 24,25 ont déjà suggéré que l'utilisation des estimations d'inertie intactes pour la prothèse ont peu d'effet sur les estimations cinétiques communes, ces comparaisons ont porté sur les moments communs obtenus lors de la phase d'appui de la marche, où la force de réaction du sol domine le moment produit à l' conjointe. Au cours de swing, où les forces de réaction au sol ne sont pas présents, lapropriétés d'inertie réduite de la prothèse sont plus susceptibles d'influer sur les estimations de moments communs qui en découlent. Étant donné que certains chercheurs, par exemple, 26-32 utilisent intactes les propriétés d'inertie du segment pour représenter prothèse propriétés d'inertie et d'autres, par exemple 21-23 estimation prothèse propriétés d'inertie directement, il est important de comprendre l'impact des méthodes choisies pour estimer les propriétés d'inertie de la prothèse . En réduisant le temps nécessaire pour mesurer les propriétés d'inertie de la prothèse était une considération importante dans le développement de notre technique. Dans la technique présentée ici la prothèse reste intact pour toutes les mesures pour réduire les temps de mesure et à éviter les temps additionnels associés à réaligner la prothèse après la mesure.
Ainsi, le but de cette étude était double: 1) démontrer une technique qui peut être utilisée directement pour estimer les propriétés d'inertie de abProthèse elow genou, et 2) comparer les effets de la technique proposée et que l'utilisation de membre intact les propriétés d'inertie sur des estimations cinétiques communes lors de la marche dans unilatérales, amputés transtibiaux. Il a émis l'hypothèse que les grandeurs cinétiques conjointes sont plus grandes lorsque les propriétés d'inertie de la tige intacte et le pied sont utilisés comme les estimations d'inertie pour la prothèse par rapport à des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse.
Protocol
Representative Results
Discussion
Une technique de bord oscillation et la réaction a été présenté pour estimer les propriétés d'inertie des prothèses-dessous du genou. Ce système a été validé et avéré fiable pour estimer les propriétés d'inertie des solides géométriques connus (Annexe A). Prothèse Limb propriétés d'inertie pour un groupe de unilatérales, amputés transtibiaux ont été estimés de deux façons: a) par mesure directe utilisant oscillation et techniques du conseil d'administration de la réaction, et b) en utilisant les équations de prédiction standards créés pour les membres intacts. Les estimations de propriété d'inertie résultant de la prothèse ont été sensiblement différent pour les deux approches. Cette différence dans les propriétés d'inertie entraîné significativement différentes des estimations de la cinétique communes lors de la marche, avec des différences plus importantes étant observées au cours de swing.
Bien que des différences significatives dans la cinétique conjointes ont eu lieu au cours de la position à l'aide des deux estimations de paramètres inertiels différents, ces différences n'étaient smail lors de l'examen des effets de tailles de ces différences et en comparaison avec les différences observées au cours de swing. Dans la plupart des études du mouvement humain, ces différences statistiquement significatives au cours de position ne peuvent pas avoir un impact sur les résultats de l'étude. forces de réaction au sol ont une grande influence sur les grandeurs de moments ensemble des articulations des membres inférieurs au cours de la phase d'appui de la marche. 17-19 Même s'il y avait des différences significatives dans les paramètres inertiels pour les deux modèles, ces différences n'ont pas suffi à surmonter l'importance de la rez-de-force de réaction contribution à la production de moment articulaire au cours de la position. Miller 25 également suggéré précédemment que les propriétés d'inertie du côté prothétique eu peu d'effet sur les grandeurs de l'extrémité inférieure de l'articulation cinétique au cours de la phase d'appui de la course. Cependant, Miller 25 a seulement pris en compte les différences de masse et son centre de masse de la branche lors de la modification de la propropriétés d'inertie Limb Sthetic pour le modèle de dynamique inverse. Les différences dans le moment d'inertie ne sont pas pris en compte dans le modèle, mais il a été suggéré que, même si le moment d'inertie a été doublée ou diminuée de moitié, il aurait probablement peu d'effet sur la valeur du moment conjointe. Le terme Iα dans l'équation du mouvement représentait moins de 3% du moment global commun à un moment donné au cours de la phase d'appui de la course. En termes absolus, la plus grande variation de magnitude de moment de notre étude a été observée dans le moment articulation de la hanche à ~ 11% du cycle de marche où l'augmentation de l'amplitude moyenne était d'environ 2 N · m. Cela était d'environ la moitié de l'augmentation de la grandeur qui a été observé par Miller 25 au cours de la phase d'appui de la marche. Nos résultats combinés avec ceux de Miller suggère que des mesures directes de l'inertie de la prothèse, y compris le moment d'inertie, n'ont qu'un effet faible ou négligeable sur les grandeurs des moments communs de la hanche et du genou au cours de la Stancphase e de marche ou la course.
En ce qui concerne la phase d'oscillation de la marche, le choix du modèle d'inertie a un impact significatif sur l'ampleur des membres inférieurs cinétique communes. Au cours de swing, il n'y a pas grande force externe, comme la force de réaction du sol pendant attitude. Le mouvement de la branche est beaucoup plus dépendante de l'inertie du système et les interactions entre les segments. Cela s'est traduit par des changements importants dans les grandeurs cinétiques communes observées lorsque les deux modèles d'inertie différents ont été utilisés dans l'analyse de la dynamique inverse. En utilisant les équations de régression basés sur l'anatomie intacte pour modéliser la prothèse pendant le swing, a suggéré qu'un effort musculaire plus grande était nécessaire que lorsque les propriétés d'inertie réelles mesurées de la prothèse ont été utilisés.
La technique décrite dans ce document pour mesurer directement les propriétés d'inertie d'une prothèse tibiale présente plusieurs limites. Nous avons décrit les méthodes d'une fait les mesures des propriétés d'inertie des jambes que pour les analyses plan sagittal. Les améliorations apportées à ce système comprennent la création d'une structure de cage intérieure pouvant être suspendu à partir de trois axes différents de telle sorte que tous les trois moments d'inertie principaux pourraient être mesurées. En outre, la technique de la planche de réaction pourrait être utilisé pour les trois plans pour mesurer la position tridimensionnelle du centre de masse de la prothèse. Une autre amélioration qui pourrait rendre les estimations de la branche résiduelle masse légèrement plus précis serait d'utiliser une évaluation volumétrique comme décrit par Czerniecki et ses collègues 24 où le moignon est suspendue dans un cylindre de l'eau pour évaluer son volume tout en une densité de tissu uniforme est utilisée pour estimer la masse de la branche. En outre, au lieu d'utiliser un pourcentage supposé pour distribuer la masse de la prothèse totale entre le pied et la cupule prothétique, chaque prothèse pourrait être disarticulated à la cheville de sorte que chaque composant puisse être weigheD indépendamment. Une autre limitation de notre technique est qu'elle ne nécessite peu de temps supplémentaire au cours d'une session expérimentale. En général, l'aide de notre technique de mesurer directement l'inertie de la prothèse sera probablement ajouter 30 minutes au temps total nécessaire pour une session de collecte de données.
En raison de notre petit échantillon de dessous-genou prothèses avec des motifs similaires (c.-à-blocage et broches suspensions et réponse élastique dynamique pieds prothétiques), développement des recommandations définitives pour estimer les propriétés d'inertie de dessous du genou prothèses pourcentages simples intactes les propriétés d'inertie des membres est problématique . Néanmoins, en combinant nos résultats avec les estimations d'inertie pour prothèses-dessous du genou provenant d'autres études 20,21,23 et en comparant ces résultats à l'inertie des estimations pour les membres intacts, certaines tendances constantes apparaissent. Par rapport au membre intact, la masse de la partie prothétique est constamment de 30 à 40% de moins, l'emplacement de COM est de 25 à 35% cperdant de l'articulation du genou, et le MOI est de 50 à 60% de moins autour d'un axe transversal passant par l'articulation du genou.
En conclusion, en utilisant les équations de régression pour une tige intacte et pied de modéliser les propriétés d'inertie d'une prothèse tibiale aura une incidence sur l'ampleur des estimations cinétiques conjoints pendant le swing, mais aura seulement un petit ou un impact minimal sur ces grandeurs en position. Ainsi, pour les chercheurs de se concentrer uniquement sur la phase d'appui de la locomotion en utilisant les propriétés d'inertie du membre intact pour modéliser le côté prothétique ne sera probablement pas modifier les conclusions de l'étude. Cependant, pour ceux qui s'intéressent à battants cinétique en phase, des mesures directes des propriétés d'inertie de la prothèse doivent être envisagées pour éviter de déformer la véritable dynamique de swing prothétique.
Annexe A
Fiabilité et validité de moment d'inertie et centre de masse estimations
Pour évaluer la fiabilité et la validity de nos mesures expérimentales de moment d'inertie prothèse et son centre de masse, deux expériences simples ont été réalisées. Dans la première expérience, les moments d'inertie et le centre de masse emplacements de quatre objets ont été estimés expérimentalement dans trois procès distincts. Les quatre objets étaient: 1) 9 x 9 x 61 cm bloc de bois traité (masse = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm bloc de bois non traité (masse = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm bloc de bois non traité (masse = 1,8 kg), et 4) 61 cm de long morceau de tuyau en PVC et intérieur à diamètre de 8 cm et un diamètre extérieur de 9 cm (masse = 0,8 kg). Une technique d'oscillation 12 a été utilisé pour estimer le moment où chaque objet d'inertie autour d'un axe transversal passant par son centre de masse. Quand un objet oscille autour d'un axe fixe, la période d'oscillation (τ) de l'objet est proportionnelle à moment d'inertie autour de cet axe fixe de l'objet. Si l'amplitude d'oscillation est inférieure à 5 ° par rapport à une position neutre,le moment d'inertie de l'objet peut être estimée basée sur le mouvement d'un pendule simple:
(A.1)
I où l'axe est le moment d'inertie par rapport à l'axe d'oscillation, m est la masse du système, g est l'accélération due à la gravité, et d est la distance entre l'axe d'oscillation et le centre de masse du système.
Une technique de bord de réaction a été utilisée pour estimer le centre de chaque objet de l'emplacement des masses. Équilibre statique a supposé (Moments Σ = 0) et les moments produits par le poids de l'objet, le poids du cadre, et force de réaction ont été additionnées autour d'un axe de référence fixe. Le moment d'inertie et son centre de masse de chaque objet ont également été estimée en fonction des équations géométriques simples. Nos mesures expérimentales ont été comparées à celles-ci pour l 'estimation géométriquens pour évaluer la validité. La fiabilité de nos estimations pour son centre de masse et du moment d'inertie a été évaluée à l'aide de deux (un pour l'estimation de COM et un pour MOI estimation), facteur modèle linéaire général unique analyses de variance, avec 3 mesures répétées reflétant les trois essais. Coefficients de corrélation intraclasse (CCI) ont également été calculés pour déterminer la répétabilité de nos estimations.
Dans une seconde expérience, nous avons évalué la fiabilité de notre période d'oscillation (τ) mesure. τ a été mesurée pour 10 essais consécutifs avec seulement l'armature en aluminium en suspension à partir de l'axe d'oscillation et de 10 essais consécutifs avec un bloc de bois (masse = 2,8 kg, dimensions = 9 x 9 x 61 cm) fixé dans le châssis en aluminium et à la fois suspendu à l' l'axe d'oscillation. Au cours de chaque essai, τ a été mesurée pour 10 oscillations consécutives au moyen d'une cellule photo-électrique dont la tension varie en fonction de la sortie d'intensité de lumière réfléchie. Fiabilité de notre mesure de τ était unssessed aide de quatre, le facteur unique modèle linéaire général analyses de variance, avec 10 mesures répétées. Deux (un pour cadre seuls les essais et l'autre pour cadre + bloc essais) analyses de la variance ont été utilisés pour déterminer si τ différait entre les oscillations consécutives (c'est à dire, la matrice de données a été installé de sorte que le facteur était périodes consécutives d'oscillation dans un essai donné). Ensuite, les matrices de données ont été tournés de 90 ° de sorte que le facteur était essais consécutifs et deux autres analyses de la variance ont été utilisés pour déterminer si τ diffère selon les essais consécutifs. Coefficients de corrélation intraclasse (CCI) ont également été calculés pour déterminer la répétabilité de nos mesures.
Résultats de l'expérience 1 – Les Quatre objets
Le moment d'inertie autour d'un axe transversal par son centre de masse (I_obj_cm) de chaque objet a été constamment surestimée (par ~ 5% pour les blocs de bois et de ~ 12% pour les tuyaux en PVC) par rapport aux estimations basées sur chaque objectR17; masse et de la géométrie (Iz) (tableau 3). Nos estimations, cependant, étaient extrêmement fiable. Il n'y avait pas de différence dans le moment d'inertie moyen (F 0,154 = 2,6, p = 0,861) pour les quatre objets dans les trois essais. En outre, les CCI ont révélé que l'ensemble des essais de notre moment d'inertie estimation était très reproductible (ICC = 1,00). Ainsi, bien que notre estimation tend à surestimer le moment d'inertie de l'objet par rapport à l'estimation géométrique nos estimations sont fiables.
Notre centre de l'estimation de localisation de la masse à l'aide d'une technique de plaque de réaction est compatible avec des estimations basées sur une densité uniforme et en supposant un modèle géométrique. Les différences étaient inférieures à 1%. Il n'y avait pas de différence dans le centre moyen de l'emplacement des masses (F = 2,6 1,126, p = 0,384) pour les quatre objets dans les trois essais. En outre, CCI a révélé que l'ensemble des essais de notre centre d'estimation de masse a été très reproductible (ICC> 0,99). Ainsi,notre centre d'estimations de masse était valide et fiable.
.. Tableau 3 Nos estimations expérimentales de moments d'inertie et centre d'emplacements de masse pour les quatre objets comparés à des estimations basées sur la masse et de la géométrie de chaque objet Cliquez ici pour obtenir une vue agrandie de la table. définitions de variables: mframe = masse de le cadre en aluminium; mobject = masse de l'objet; t_frame = période d'oscillation du châssis uniquement; période d'oscillation a été déterminé comme la moyenne des 10 oscillations consécutives et à travers trois essais consécutifs. t_object = période d'oscillation du cadre et objet ensemble; déterminé le même que t_frame; I_Frame_osc = I du cadre par rapport à l'axe d'oscillation;I_Frame_obj_osc = I de la structure et d'objet par rapport à l'axe d'oscillation; I_obj_osc = I de l'objet par rapport à l'axe d'oscillation; I_obj_cm = I de l'objet autour d'un axe passant par le centre de l'objet de masse; Iz = prédiction théorique de I sur le CM de l'objet en utilisant les équations de prédiction géométriques suivantes:
PVC: 
; où R était rayon extérieur, r était rayon intérieur, et h était la longueur
Bois: 
; où a représente la longueur et b est l'emplacement de la largeur géométrique CM a été prédit que 50% de la longueur de l'objet.
Résultats de l'expérience 2 – période d'oscillation (τ) d'évaluation
Lorsque le cadre d'aluminium seul a été suspendu de l'axe d'oscillation et balancé, τ constamment et systématiquement diminué (F 9,81 = 123,25, p <0,001) sur les 10 premiers oscillateurtions par environ 6 ms dans les 10 essais d'oscillation (Figure 5; panneau de gauche). L'ensemble des essais, la durée moyenne d'oscillation a également été constaté à différer de manière significative (F = 9,81 13,97, p <0,001) que le cadre a été osciller. Cependant, CCI a révélé que, dans un procès étant donné la diminution systématique τ au cours des 10 premières oscillations était reproductible (ICC = 0,99). Lorsque le cadre et le bloc en bois (m = 2,797 g) ont été balancées ensemble, τ n'a pas changé au cours des 10 premières oscillations (F 9,81 = 3,031, p = 0,116) et les τ moyen pour 10 essais consécutifs ne diffèrent pas significativement ( F 9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figure 5; panneau de droite). CCI pour les cadres ainsi que l'objet des essais suggèrent que dans un τ d'essai donnée n'est pas reproductible à partir de l'oscillation de l'oscillation (ICC = 0,17). Ces données suggèrent que pour le cadre des essais uniquement τ est mieux estimée comme une moyenne de la première oscillation à travers une série de tri sal et que, quand un objet ayant des caractéristiques similaires à celles d'une prothèse de jambe est mise en oscillation, τ est estimée comme étant la meilleure moyen pour oscillations consécutives et à travers un certain nombre d'essais.
Figure 5. Période d'oscillation mesurée pour (A) cadre en aluminium et ne (B) cadre et bloc de bois (masse de bloc = 2,8 kg, dimensions du bloc = 9 x 9 x 61 cm). Chaque panneau affiche 10 essais distincts avec le premier 10 oscillations de chaque essai affichées. Avec seulement le cadre suspendu à l'axe d'oscillation (panneau de gauche), τ systématiquement diminué au cours des 10 premières oscillations. Cependant, quand une pièce de bois a été ajouté à la trame, τ ne varie pas systématiquement dans les 10 premières oscillations (panneau de droite).
Sensibilité du moment d'inertie de période d'oscillation
t "> Parce que les résultats de l'expérience 1 suggèrent nos estimations de moment d'inertie d'un objet sont systématiquement surestimées et les résultats de l'expérience 2 suggèrent que τ du cadre diminue au cours des 10 premières oscillations, nous avons effectué une analyse de sensibilité afin de déterminer la meilleure méthode pour quantifier . τ pour cadre seuls les essais et le cadre ainsi que les essais d'objets (tableau 4) τ est directement proportionnelle au moment d'inertie d'un objet:
(A.2)
I où l'axe est le moment d'inertie par rapport à l'axe d'oscillation, m est la masse du système, g est l'accélération due à la gravité, et d est la distance entre l'axe d'oscillation et le centre de masse du système. Par conséquent, si τ diminue, alors si je ne l'axe car m, g, et d sont des constantes dans un essai donné. Comme nous l'ESTIaccoupler le moment d'inertie d'un objet en tant que:
Je obj = I obj + cadre – Si rame (A.3)
sous-estimer le moment d'inertie du cadre (cadre I) va produire un moment plus important de l'estimation de l'inertie de l'objet (je OBJ), qui est conforme à nos estimations dans l'expérience 1. Figure 6 affiche τ de l'expérience 1 à la fois pour le cadre que essais et une structure et d'essais de l'objet pour l'objet le plus léger et le plus lourd objet. Cette figure montre que pour des objets plus lourds (par exemple, ci-dessous prothèse de genou) il n'ya pas de diminution évidente τ au cours des 10 premières oscillations, mais pour les objets plus légers il ya une légère diminution systématique dans τ.
Tableau 4. Comparaison desquatre méthodes différentes pour déterminer la période d'oscillation. L'objet utilisé dans cette analyse était la cm bloc de bois traité 9 x 9 x 61. Condition C produit la meilleure estimation de moment d'inertie de l'objet par rapport à une estimation théorique alternative basée sur la masse et de la géométrie de l'objet. Cliquez ici pour obtenir une vue agrandie de la table. Notes: Définitions des variables sont les mêmes que le tableau 3 Etat. A: t_frame et t_object a été calculé comme la période moyenne d'oscillation de 10 oscillations consécutives dans trois essais Condition B:. t_frame et t_object été calculé comme la moyenne de la première période d'oscillation sur 3 essais distincts Condition C:. t_frame a été déterminée comme en condition B; t_object a été déterminée comme dans la condition A. Condition D: t_frame a été déterminée comme dansCondition A; t_object a été déterminée comme dans la condition B.
Figure 6. Périodes d'oscillation pour les objets les plus lourds et les plus légers. Les panneaux de gauche affichent les 10 premières périodes d'oscillation de trois essais pour le cadre uniquement, et les panneaux de droite affichent le même pour le cadre, plus des essais de l'objet. Comme dans l'expérience 2, on observe une diminution systématique de τ au cours des 10 premières oscillations lorsque seul le châssis est mis en oscillation. Lorsque l'objet lourd a été oscillé (m = 2,797 kg), il n'y avait pas de diminution systématique dans τ. Cependant, une légère diminution de τ a été observée lorsque l'objet lumineux (m = 0,716 kg) a été osciller. Typique prothèse masse ci-dessous-de genou a été signalé à plage de 1,2 à 2,1 kg 20,21. Ainsi, même pour les prothèses les plus légers, τ ne devrait pasprésenter une diminution importante au cours des 10 premières oscillations.
Conclusion
Lorsque le cadre est amené à osciller aluminium seul, la période d'oscillation est déterminée comme étant la moyenne de la première oscillation de 10 essais d'oscillation. Lorsque le châssis en aluminium et prothèse oscillent, la période d'oscillation est déterminée comme la moyenne des 30 oscillations (3 essais, 10 oscillations consécutives dans chaque essai).
Disclosures
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
Financement des sociétés américaines et internationales de biomécanique a été fournie pour cette étude.
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. |
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