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

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Bioengineering

Oscillazione e di società di reazione tecniche per stimare inerziale proprietà di una protesi sotto il ginocchio

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

Segmentale Corpo proprietà inerziali sono necessari per la modellazione dinamica inversa. Utilizzando un oscillazione e tecnica bordo di reazione, inerzia delle protesi sotto il ginocchio sono stati misurati. Utilizzo di misure dirette di protesi inerzia nella dinamica inversa modello della protesi della gamba comportato minori grandezze delle forze congiunte risultanti e momenti.

Abstract

Lo scopo di questo studio è duplice: 1) dimostrare una tecnica che può essere utilizzata per stimare direttamente le proprietà inerziali di una protesi sotto il ginocchio, e 2) contrastare gli effetti della tecnica proposta e quella di utilizzare arto intatto proprietà inerziali su stime cinetiche comuni durante camminare in unilaterali, amputati transtibiali. Un sistema di oscillazione e asse di reazione è stato convalidato e dimostrato di essere affidabile quando si misura inerzia delle note solidi geometrici. Quando misurazioni dirette delle proprietà inerziali della protesi sono stati utilizzati nella dinamica inversa modellazione degli arti inferiori rispetto alle stime inerziali basati su un gambo intatta e piede, cinetica congiunte a livello dell'anca e del ginocchio erano significativamente più bassi durante la fase di oscillazione di camminare. Le differenze nella cinetica comuni durante la presa di posizione, però, erano più piccole di quelle osservate durante l'oscillazione. Pertanto, i ricercatori concentrandosi sulla fase di oscillazione di camminare dovrebbero considerare l'impatto di prosthesè di proprietà di inerzia stime sui risultati dello studio. Per la posizione, sia uno dei due modelli inerziali esaminati nel nostro studio sarebbe probabilmente condurre a risultati simili con una valutazione dinamica inversa.

Introduction

Per quantificare le forze congiunte risultanti e momenti durante il movimento, è necessaria una dinamica inversa modello del sistema di interesse quando si lavora con dati empirici. Per biomeccanica degli arti inferiori, modelli di dinamica inversa rappresentano in genere il piede, la zampa, e coscia corpi rigidi. Ingresso per questi modelli provengono da tre fonti principali: a) cinematica del movimento, b) forze di reazione del terreno, e c) antropometria segmento e le proprietà inerziali. Dati di movimento vengono raccolti con una varietà di sistemi di analisi di movimento, ma tutti i sistemi prevedono essenzialmente la cinematica di base del movimento (posizione, velocità e accelerazione). Forze di reazione a terra vengono raccolti con un piatto forza e forniscono le forze di contatto che agiscono sui piedi. Antropometria sono misure prese direttamente dal corpo usando righelli, nastri flessibili, e / o pinze. Queste misurazioni antropometriche sono utilizzati per stimare le proprietà inerziali dei segmenti corporei utilizzati nella dinamicamente inversacs analisi. Proprietà inerziali includono la massa, centro di massa (COM) posizione e momento di inerzia (MOI) del segmento rispetto ad un asse attraverso il COM segmento o prossimale o distale comune. Metodologie e delle attrezzature utilizzate per la raccolta dati di movimento e forza di reazione a terra sono simili tra i gruppi di ricerca, ma stime inerziali dei segmenti corporei può variare notevolmente tra i ricercatori a seconda di quale metodo il ricercatore sceglie per la stima di queste proprietà inerziali.

Varie tecniche disponibili per stimare le proprietà inerziali di un segmento corpo umano completamente intatto includono: 1) equazioni di regressione basate su dati di cadavere ^1-5, 2) tecniche di modelli matematici (ad esempio, modelli geometrici) ^6,7, e 3) scansione e di imaging ^8-15. Molte di queste tecniche richiedono misure dirette dal corpo, ma è stato precedentemente dimostrato che, indipendentemente dal metodo di stima utilizzato, la precisione del corpo segstime Ment inerziali basate su questi metodi è alto ^16. E 'stato anche dimostrato che gli errori nelle stime delle proprietà inerziali dei segmenti corporei intatte hanno un impatto minimo sulle grandezze di momenti comuni risultanti durante la deambulazione ^17,18. Momenti comuni sono influenzati in misura maggiore da parte delle forze di reazione di terra, il centro della località di pressione, momento lunghezze del braccio, e cinematica del segmento ^17-19. Pertanto, non è sorprendente che i metodi per stimare le proprietà inerziali dei segmenti corporei variano ampiamente attraverso la letteratura quando si utilizzano gli individui normodotati come partecipanti alla ricerca, dato che piccoli errori in queste stime sono suscettibili di avere un impatto sui risultati dello studio.

Molte di queste stime inerziali per un segmento del corpo completamente intatto sono spesso usati per stimare le proprietà inerziali di protesi per amputati degli arti inferiori. Le moderne protesi degli arti inferiori sono fabbricati con materiali leggeri resulting in protesi che sono molto più leggeri degli arti che sostituiscono. Ciò si traduce in una asimmetria inerziale tra l'arto protesico e arto intatto. Rispetto ad un tipico gambo intatta e piede, la massa di una protesi sotto il ginocchio e moncone è circa il 35% in meno, un centro di massa situato circa il 35% più vicino al ginocchio ^20-23. La massa più bassa e la distribuzione di massa prossimale dell'arto protesico produce anche una molto più bassa (~ 60%) momento d'inerzia rispetto al ginocchio per l'arto protesico rispetto a quello del gambo intatta e piede. Anche se i ricercatori ^24,25 hanno già suggerito che utilizzando le stime inerziali intatte per l'arto protesico hanno scarso effetto sulle stime cinetiche comuni, questi confronti sono concentrati sui momenti comuni risultanti durante la fase di appoggio dei piedi, dove la forza di reazione al suolo domina il momento prodotta al giunto. Durante l'oscillazione, dove le forze di reazione del terreno non sono presenti, ilridotti inerzia delle protesi sono più propensi a influenzare le stime di momenti comuni che ne derivano. Dato che alcuni ricercatori ad esempio, ^26-32 utilizzano intatte le proprietà del segmento inerzia per rappresentare protesi proprietà inerziali e altri EG ^21-23 stima protesi proprietà inerziali direttamente, è importante capire l'impatto dei metodi scelti per stimare le caratteristiche inerziali della protesi . Minimizzando il tempo necessario per la misura inerzia delle protesi è una considerazione importante nello sviluppo della nostra tecnica. Nella tecnica qui presentata la protesi rimane completamente intatto per tutte le misure per ridurre i tempi di misura e di evitare eventuali tempi aggiuntivi connessi con riallineare la protesi dopo la misurazione.

Pertanto, lo scopo di questo studio era duplice: 1) dimostrare una tecnica che può essere utilizzata direttamente per stimare le proprietà inerziali di abProtesi elow ginocchio, e 2) contrastare gli effetti della tecnica proposta e quella di utilizzare arto intatto proprietà inerziali su stime cinetiche comuni durante la deambulazione nella unilaterali, amputati transtibiali. È stato ipotizzato che grandezze cinetiche comuni sono più grandi quando le proprietà inerziali del gambo intatta e piede sono utilizzati come le stime inerziali per la protesi rispetto alle misurazioni dirette della protesi proprietà inerziali.

Protocol

Partecipanti Sei unilaterali, amputati transtibiali (5 maschi, 1 femmina, età = 46 ± 16 anni, massa = 104.7 ± 9.7 kg, altezza = 1,75 ± 0,08 m) hanno partecipato a questo studio. Cinque dei sei amputati avevano amputazioni a causa di lesioni traumatiche con l'altra a causa di malattia ossea congenita. Tutti gli amputati usato una serratura e sistema di sospensione tipo pin per l'interfaccia presa protesica e un piede dinamico elastico risposta protesica (3 College Park, 2 Flex-Foot, e 1 Genesis II). Partecipante reclutamento focalizzata su amputati che sono stati completamente ambulatoriale, aveva usato una protesi di arto inferiore per almeno un anno, e ha mantenuto un certo grado di attività fisica sia nelle loro attività professionali o quotidiane. Il protocollo è stato approvato dal Institutional Review Board dell'università, e il consenso informato è stato ottenuto da ciascun partecipante prima della partecipazione. Prove Walking Overground <pclass = "jove_content"> velocità di camminata preferita di ciascun partecipante è stato determinato come partecipante camminava lungo una passerella di 20 metri con una velocità confortevole come se camminasse dalla loro auto all'ingresso di un negozio. Un sistema di misurazione del tempo fotocellula stato utilizzato per quantificare il tempo necessario per percorrere un tratto di circa 5 m al centro della passerella. Velocità di camminata preferito è stato quantificato come media di cinque prove. Ogni partecipante poi completato cinque prove con successo overground piedi mentre le forze di reazione del terreno da due piattaforme di forza (480 Hz) e moto (60 Hz) i dati da un sistema di analisi del movimento a sei telecamera sono stati raccolti. Sperimentazioni di successo erano quelli entro ± 3% della velocità preferita del partecipante e non c'era alcuna indicazione visibile di adeguare il passo per contattare l'piattaforma di forza. Marcatori retroriflettenti sono stati collocati bilaterale sul grande trocantere, condilo femorale laterale, malleolo laterale, parte laterale del tallone, e la testa del quinto metatarso prima daraccolta ta. A tre segmenti (coscia, tibia e piede) dinamiche piano sagittale inversa modello è stato utilizzato per stimare le forze congiunte risultanti e momenti a livello dell'anca, del ginocchio e della caviglia. Segmento proprietà inerziali dei segmenti corporei intatti sono stati stimati sulla base di equazioni di regressione da de Leva 8. Inerzia delle protesi e moncone sono stati misurati direttamente e distribuiti tra la tibia e il piede protesico (vedere passo dopo passo il protocollo di seguito). Un unico fattore MANOVA con misure ripetute è stata utilizzata per determinare l'effetto di stime protesi inerzia, sia misure dirette o utilizzando le stime del segmento intatto, il picco forze congiunte risultanti e momenti durante l'appoggio e swing. Dato che forza di reazione comune e momento profili risultanti erano simili tra tutti i partecipanti, un algoritmo è stato scritto in MATLAB (Mathworks, Natick, MA) per mettere a fuoco le finestre specifiche all'interno del ciclo del passo per identificare ciascuno dei singoli picco quantities (vedere% ciclo del cammino nella Tabella 2). Una regolazione Bonferroni agli intervalli di confidenza è stata effettuata in base al numero di variabili dipendenti. Differenze di significato sono stati considerati a p <0,05. Descrizione del Oscillation e Reazione Board Systems Il sistema di oscillazione utilizzato per misurare le proprietà inerziali di una protesi comprende una gabbia esterna o struttura di appoggio in 80/20 in alluminio, una gabbia di alluminio interna che è regolabile, ed una fotocellula a raggi infrarossi (vedere Figura 1A). La gabbia interna è sospeso dalla gabbia esterna con un asse che passa attraverso due cuscinetti press-fit basso attrito. Per ospitare protesi di diverse dimensioni della gabbia interna può essere ridotto o allungare di circa 15 centimetri (o 6 pollici). Inoltre, la gabbia interna ha anche due piastre regolabili che vengono utilizzati per garantire un fissaggio sicuro della protesi all'interno della gabbia. Un piatto con una vite di fermo è usod per garantire che le oscillazioni della gabbia interna hanno meno di 5 ° di ampiezza in modo che le stime possono essere basate su equazioni del moto armonico semplice. La fotocellula è collegata direttamente ad un contatore su una scheda di acquisizione dati nel computer per registrare ciascun impulso TTL come la gabbia passa davanti alla fotocellula. Un Virtual Instrument programma LabView (VI) viene utilizzato per raccogliere ed elaborare gli impulsi TTL. La gabbia interna del sistema di oscillazione (Figura 1A) viene utilizzato come sistema di bordo di reazione (Figura 2) in combinazione con una bilancia con portata fino a 10 kg e sensibilità l'approssimazione di 1 grammo e due bordi coltello utilizzato per sostenere la gabbia interna Durante la reazione misurazioni di bordo. La tecnica per quantificare le proprietà inerziali di una protesi sotto il ginocchio prevede tre passaggi principali: 1) di oscillazione e Reazione Consiglio Protocol, 2) equazioni matematiche per la stima Protesi inerzia, e 3) Distribuzione Protesi inerzia in piede, Shank Seg menti. Figura 1. A) Immagine del rack oscillazione utilizzato per misurare il periodo di oscillazione. Si noti che vi è una struttura di supporto esterno che rimane fermo, la gabbia interna, in cui è fissata la protesi, oscilla avanti e indietro di fronte a una fotocellula utilizzato per la temporizzazione. B) Vista ravvicinata dell'asse oscillazione che mostra anche la vite utilizzato per impostare ampiezze di oscillazione inferiore a 5 °. C) Close-up vista della fotocellula e estremità distale della gabbia interna per illustrare le piastre terminali regolabili. Si noti che per ridurre il peso della gabbia interna abbiamo usato alluminio sottile e rimosso qualsiasi eccesso di alluminio senza sacrificare la resistenza della struttura. ighres.jpg "/> Figura 2. Reazione bordo schematica del telaio in alluminio regolabile (ad esempio, la gabbia interna) rimosso dalla struttura di supporto esterno del sistema di oscillazione che illustra la configurazione di bordo di reazione usata per stimare il centro del sistema di massa. Notare che due assi (aka, bordi coltello ) sono utilizzati per supportare la gabbia interna; uno al (distale) bordo sinistro della gabbia e l'altra (prossimale) disposto sopra la parte superiore della scala. La distanza tra questi due assi portanti rappresenta la lunghezza della tavola reazione. L'asse di oscillazione è venuta fuori della pagina. 1. Inertial Measurement Protocol Inizialmente, avere il sedere amputato in una seduta dove la protesi della gamba può essere comodamente sollevato il sedile in modo che la persona può effettuare una serie di flessione del ginocchio e azioni di estensione come il centro di rotazione del ginocchio (COR) è identificato. Una volta che il Comitato ginocchio è identificato (può essere utile per posizionare una piccola tortace del nastro al CdR), hanno lo stand amputato e misurare quanto segue. Misurare la distanza dalla parte superiore (labbro) della protesi al COR ginocchio; se il COR ginocchio siede inferiore al labbro della protesi questo valore dovrebbe essere registrata come un valore negativo. Misurare la distanza tra il Comitato ginocchio e la caviglia COR. Il COR caviglia si presume essere in una posizione simile a quella della caviglia intatta. Con la protesi e il manicotto sottostante rimossi, richiedere diverse misure del moncone utilizzando un metro a nastro flessibile. Utilizzare queste misure per stimare le proprietà inerziali del moncone basato sulla modellazione del moncone come il tronco di un diritto cono 6,21 circolare e assumendo una densità di tessuto uniforme di 1,1 g ∙ cm -3 13. Misurare la circonferenza prossimale del moncone. Questo circonferenza dovrebbe essere misurata come la più grande circonferenza vicino alla giunzione del ginocchio (<em> eg, solitamente circa due dita dal ginocchio). Misurare la circonferenza distale del moncone. Questo circonferenza dovrebbe essere misurato all'ultimo prominenza ossea sull'estremità distale del moncone. Misurare la lunghezza del moncone come la distanza dalla testa del perone alla maggior parte distale del moncone. Rimuovere la gabbia interna dal rack oscillazione rimuovendo l'asse. Mettere fodera del amputato e ogni piega del amputato sta attualmente utilizzando all'interno della presa della protesi. Quindi posizionare saldamente la protesi con il pattino ancora all'interno della gabbia oscillazione interna (Figura 1). In questo sistema, due piastre regolabili scorrevole orizzontalmente e una volta serrato in posizione fissare la parte superiore della protesi all'interno della gabbia. Per il piede della protesi utilizzare un Velcro per fissarlo sulla piastra distale della gabbia. Riposizionare la gabbia interna all'interno del rack oscillazione. Secure l'asse e assicurarsi che il braccio di sospensione della gabbia interna si allinea con la vite che impostare l'angolo di oscillazione a meno di 5 °. Raccogliere tre prove di oscillazione con la protesi posizionata nella gabbia interna. Il periodo di oscillazione rappresenterà il tempo necessario per completare una oscillazione completa con l'oscillazione gabbia interna sotto il proprio peso e influenzata solo dalla gravità. Per iniziare un processo di oscillazione tirare la gabbia interna fino a farlo colpisce la vite di fissaggio e quindi spostare in avanti fino a quando lo spazio tra la vite e la gabbia interna è visibile. Registrare il tempo medio per un ciclo completo di oscillazione per ogni prova. Prima di spostare le misurazioni di bordo reazione, misurare e registrare le seguenti dimensioni della gabbia interna con la protesi ancora fissato nel rack utilizzando pinze digitali o un nastro di misurazione flessibile. Queste misure saranno utilizzati se le modifiche di configurazione interno gabbia su rimozione della protesi nella Fase 1.9 eanche durante stime delle proprietà inerziali del sistema. Queste misure sono più facili da prendere con la gabbia interna posizionata in orizzontale e di riposo ai bordi della lama per la prova a bordo di reazione. Misurare la distanza tra la piastra regolabile superiore e la traversa fissa nella parte superiore della gabbia interna. Misurare la distanza tra la piastra regolabile inferiore e la traversa fissa nella parte superiore della gabbia interna. Misurare la distanza tra la piastra regolabile inferiore e la traversa fissa sul fondo della gabbia interna. Misurare la lunghezza della tavola di reazione; questa è la distanza tra le posizioni dei due bordi della lama che verranno utilizzati come supporti durante la prova bordo reazione. Posizionare il rack e arto protesico nel setup del consiglio di reazione. Assicurarsi che la bilancia legge di zero a questo punto. Posizionare un'estremità della gabbia interna lungo la scala, e posizionare il filo della lama nella parte inferiore della igabbia nner modo che non vi sia tensione tra i due bordi della lama e la gabbia interna è livello. Sollevare la scala di fascia diverse volte e metterlo giù sulla scala. Una volta che una lettura coerente dalla scala è raggiunto, registrare questo valore. Rimuovere la protesi dalla gabbia interna. Se le piastre superiori e / o inferiori dovevano essere mosse per rimuovere la protesi, riportare le piastre alla loro posizione originale utilizzando le dimensioni misurate nella Fase 1.7. Una volta che le dimensioni della gabbia sono quello che erano con la protesi nella gabbia, ripetere passo 1,8 per registrare la scheda reazione lettura solo per la gabbia. Rimuovere la scarpa dell'arto protesico e misurare la massa della scarpa, seguita dalla massa della protesi senza la scarpa. Richiedere diverse misurazioni della protesi. Misurare la distanza tra COR caviglia e la superficie plantare del piede. Misurare la lunghezza del piede protesico senza la scarpa. Posizionare il pattino di nuovo sul prosthesis e misurare la distanza dal COR caviglia suola di scarpa e la lunghezza del piede con la scarpa. Riposizionare la gabbia interna all'interno del rack di oscillazione fare in modo che l'angolo nero con nastro riflettente è più vicina alla fotocellula. Fissare l'asse e assicurarsi che il braccio di sospensione della gabbia interna si allinea con la vite che impostare l'angolo di oscillazione a meno di 5 °. Raccogliere 10 prove di oscillazione, in cui verrà registrato questa volta solo il primo periodo di oscillazione di ogni prova. Nota: Vedi Appendice A per una spiegazione sul motivo per cui usiamo solo il primo periodo di oscillazione quando la gabbia interna è oscillato da solo senza la protesi. 2. Equazioni matematiche per la stima Protesi Inertia Regolare massa corporea per spiegare la massa ridotta del protesico prima stima segmento intatte le proprietà inerziali utilizzando la seguente equazione: <img fo:content-width="2in" src = "/ files/ftp_upload/50977/50977eq1.jpg" /> (1) dove ABM è la massa del corpo adjusted, MBM è la massa del corpo misurata mentre indossa la protesi, pro m è la massa della protesi, M è la massa residua del moncone (strutture anatomiche sotto il ginocchio che rimangono dopo l'amputazione), e c (0.057 per i maschi, 0.061 per le femmine) è cento di ABM valutate con il gambo intatta e piedi 8. Valutare le caratteristiche inerziali della coscia, tibia e il piede della gamba intatta e la coscia della gamba protesica basata sul ABM e le rispettive lunghezze di segmento 8. Il centro protesi della località massa viene prima espresso rispetto all'asse di riferimento (Figura 2): CM pros_ax = (Lrxn * (pro R + cornice – R frame)) / m pro (2) dove Lrxn rappresenta la distanza tra i punti di sostegno, professionisti R + telaio rappresenta la lettura della scala per il telaio protesi e alluminio insieme, R frame rappresenta la lettura della scala per solo il telaio, e pro m rappresenta la massa della protesi. Sulla base della distanza tra oscillazione e assi di riferimento (Losc_ref) la posizione del centro di massa della protesi è espressa rispetto all'asse di oscillazione: CM pros_osc = Losc_ref – CM pros_ax (3) Ciò è necessario in successivi calcoli del momento di inerzia della protesi rispetto a tale asse di oscillazione. Infine, la posizione del centro di massa è espressa rispetto all'estremità prossimale della protesi presa sulla base della distanza tra l'asse di oscillazione e la piastra di estremità superiore regolabile (d_plate): CM pros_prox = CM pros_osc – d_plate (4) Calcolare il momento di inerzia per ogni condizione (sola gabbia e gabbia + protesi): 977eq5.jpg "/> (5) dove Axis è il momento d'inerzia rispetto all'asse di oscillazione, τ è il periodo medio di un'oscillazione, m è la massa del sistema, g è l'accelerazione di gravità, e d è la distanza tra l'asse di oscillazione e la centro di massa del sistema. Il momento d'inerzia della protesi rispetto all'asse di oscillazione viene calcolata come differenza tra I Asse per la sola gabbia e asse per la gabbia più protesi. Il teorema asse parallelo viene quindi utilizzato per esprimere il momento di inerzia della protesi attorno ad un asse trasversale passante ginocchio. Combinare le proprietà inerziali del moncone e protesi per determinare la massa, centro combinato di posizione massa relativa al ginocchio, e utilizzando il teorema asse parallelo esprimono il momento di inerzia del sistema attorno ad un asse trasversale attraverso il centro della località massa combinata . 3. DistribuzioneProtesi inerzia in segmenti del piede e della tibia Per distribuire le proprietà inerziali della protesi e moncone in un piede (solo piede protesico) e il segmento gambo (presa protesi, pilone, e moncone) per inverse dinamica del segmento di modellazione proprietà inerziali sono stati determinati sulla base dei dati provenienti da una protesi smantellato. La massa totale dell'arto protesico smontato era 2,126 kg, con una massa presa (comprese massa pilone) di 1,406 kg e una massa piede di 0,72 kg. Così, il 66% della massa totale protesi è stata ripartita alla presa protesico e il 34% è stato ripartito al piede. Un'analisi di sensibilità è stata eseguita per determinare quale effetto aveva sul momento approssimativo di inerzia della protesi sul ginocchio. L'analisi si è basata su misure sperimentali delle proprietà inerziali dei sei sotto protesi di ginocchio da Mattes et al. 21 (i dati sono stati ottenuti mediante comunicazione personale agli autori). Quando i professionistisintetici tibia e del piede masse sono stati determinati sulla base de Leva 8 (piede = 24%; codolo = 76% della massa totale protesi), il momento di inerzia totale della protesi per il ginocchio è stato sottovalutato di circa il 5% rispetto al reale valore sperimentale stimato utilizzando una tecnica di oscillazione. Uso percentuali basate sulla protesi smontato per il piede (34%) e codolo (66%) masse, il momento d'inerzia attorno ginocchio è stato sovrastimato di circa il 2% rispetto alla misura sperimentale. Distribuire massa protesi tra piede protesico (34%) e la presa (66%) segmenti sulla base di misurazioni di un arto protesico smantellato. COM posizione del piede protesico è stato determinato sulla base di equazioni di regressione per un piede intatto 8. Questa fase si è basata sui risultati di analisi di sensitività da Miller 25 e Czerniecki et al 24. Miller 25 stimato momenti comuni risultanti al KNEe utilizzando: a) misure dirette della protesi proprietà inerziali, e b) utilizzando protesi proprietà inerziali stimati dai regressioni equazioni per un gambo intatta e piede. La differenza media tra ginocchio profili momento per i due metodi differenti e per due soggetti è stata di circa 3 N · m. Questa differenza media grandezza pari a meno del 2% del momento di picco ginocchio durante l'appoggio. Czerniecki et al. Smantellato 24 più protesi sotto il ginocchio e il piede protesico bilanciato sul filo del rasoio per determinare la sua posizione COM. Quando hanno confrontato questi risultati stime basate su equazioni di regressione per un piede intatto, hanno trovato che c'era poca differenza tra le due stime. MOI del piede protesico attorno ad un asse trasversale se il suo COM è determinata con de Leva 8 regressioni per un piede intatto e la massa piede stimata dal punto 1. MOI del piede è anche espresso rispetto al usin ginocchiog il teorema asse parallelo. (6) (7) COM posizione della presa protesico (CMpros_sock) è stata determinata combinando una stima della posizione COM per l'intera protesi (CMpros_limb; non comprese le arti proprietà inerziali residue), ottenuto con una tecnica bordo di reazione, e la posizione COM assegnata della protesi piede rispetto al ginocchio (CMpros_ft) dal punto 3.2. La CMpros_sock è stato costretto a mentire su una linea retta tra il ginocchio e la caviglia ed è stato determinato come: (8) MOI del piede protesico attorno ad un asse se il ginocchio è stato sottratto dalla misura sperimentale per MOI dell'intero arto protesico sul ginocchio (Iknee_limb) per determinare MOI del solo zoccolo protesicosul ginocchio (Iknee_sock). Il teorema asse parallelo è stata poi applicata per esprimere MOI di presa protesica attorno ad un asse attraverso il suo COM (Icm_sock). (9) (10) Le proprietà inerziali del moncone (strutture anatomiche restanti sotto il ginocchio dopo amputazione) sono stati combinati con le proprietà inerziali del gambo della protesi, che sono stati utilizzati come le proprietà inerziali del segmento gambo sul lato protesico nel modello dinamica inversa. (11) (12) (13) (14) </li>

Representative Results

Inerzia delle distale protesi della gamba al ginocchio erano inferiori a quelli della gamba intatta (Tabella 1). Media di tutti i partecipanti, massa lato protesico era 39% in meno, momento di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il ginocchio era 52% in meno, e la posizione del centro di massa era del 24% più vicino al ginocchio rispetto ai valori per la gamba intatta. Soggetto Intatto * Massa (kg) Pro † Massa (kg) Est. Differenza di massa (kg) ‡ Iknee intatto (kg · m 2) Pro Iknee (kg · m 2) CM intatta sotto del ginocchio (m) Pro cm al di sotto del ginocchio (m) La 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 Media ± 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 riferisce ai valori per il gambo intatta combinata e piede. † Pro si riferisce ai valori per la protesi combinata e moncone. ‡ Momento di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il ginocchio. Tabella 1. Confronto delle proprietà inerziali tra le protesi e intatti dal ginocchio in giù. Risultanti forze congiunte (Figura 3) e momenti (Figura 4) alla caviglia, ginocchio, anca e sono stati influenzati dai parametri inerziali utilizzati nel modello dinamica inversa. In particolare, la cinetica comuni sono stati ridotti durante l'inizio oscillazione (~ 65% del ciclo del passo) e terminazione oscillazione (~ 95% del ciclo del passo), quando sono stati usati misure dirette di inerzia protesi a dinamica inversa valutazioni rispetto a regressioni a base di anatomia intatto ( <strong> Tabella 2). Dimensioni dell'effetto suggeriscono queste differenze durante l'oscillazione non erano banali (≥ 1.0). Inoltre, i valori cinetici comuni aumentati in media del 80% durante l'inizio svolgimento e cessazione in cui sono state utilizzate stime inerziali intatti rispetto alle misure dirette della protesi proprietà inerziali. Così, quando le proprietà inerziali di un arto intatto stati usati per modellare lato protesico, profili cinetici congiunti del lato protesico durante l'oscillazione più strettamente simili a quelle di un arto intatto (vedi figure 3 e 4). Durante l'appoggio, sono stati osservati un certo numero di differenze statistiche. La dimensione più grande effetto per l'eventuale differenza durante l'appoggio è stata osservata per l'anca anterioposterior forza congiunta risultante (ES = 0,86). Anche se questa dimensione dell'effetto è grande e ancora considerato come parte della presa di posizione, il valore di picco per questa misura si è verificato durante l'appoggio terminale (~ 52%), o come l'arto è stato la transizione in altalena. Dimensioni di effetto per tutti gli altri significazionent differenze osservate durante l'appoggio variava 0,01-0,41, che sarebbe considerato piccoli effetti con il più grande di questi valori che vengono osservati nelle forze di reazione dell'articolazione dell'anca che ne derivano. Anche se state riscontrate differenze significative durante l'appoggio, queste differenze se considerate in termini di dimensione della differenza (ad esempio, dimensioni dell'effetto) potrebbero indurre a mettere in discussione la significatività di queste differenze. Figura 3. Risultante forze di reazione congiunte della caviglia, ginocchio e anca in anterioposterior (pannelli a sinistra) e verticale (pannelli a destra). Dati sono stati in media di tutti i soggetti per la presentazione. La fase statica inizia da 0% del ciclo del passo con il contatto del piede e termina a circa il 60% del ciclo del passo con toe-off. Altalena continua fino al prossimo piede contatto di tegli stesso gamba al 100% del ciclo del passo. Cliccare qui per vedere una versione più grande di questa figura. Figura 4. Momenti comuni Risultante su un asse trasversale (aka, l'asse medio-laterale), attraverso la caviglia, ginocchio e anca. Dati sono stati in media di tutti i soggetti per la presentazione. La fase statica inizia da 0% del ciclo del passo con il contatto del piede e termina a circa il 60% del ciclo del passo con toe-off. Oscillazione continua fino al successivo piede contatto della stessa gamba al 100% del ciclo del passo. Tabella 2. Peak conseguente reazione comuneforze e momenti in media tra i soggetti e confronti statistici tra i due modelli inerziali per la cinetica comuni del lato protesico. Note: i dati medi sono presentati come media (SD). % Colonna Gait Cycle rappresenta la percentuale media di tutti i soggetti in cui il valore di picco è avvenuto per quella variabile. P <.05 considerato significativo.

Discussion

Una oscillazione e la reazione tecnica di bordo è stato presentato per la stima delle proprietà inerziali delle protesi sotto il ginocchio. Questo sistema è stato convalidato e dimostrato di essere affidabile quando si stima proprietà inerziali di solidi geometrici noti (Appendice A). Protesi di arto proprietà inerziali per un gruppo di unilaterali, amputati transtibiali sono stati stimati in due modi: a) mediante misurazioni dirette con oscillazione e tecniche di bordo di reazione, e b) utilizzando le equazioni di previsione standard creati per le membra intatte. Le risultanti stime di proprietà inerziali per l'arto protesico erano sostanzialmente diversi per due approcci. Questa differenza nelle proprietà inerziali risultato significativamente diverse stime della cinetica comuni durante la deambulazione, con differenze più grandi osservati durante l'oscillazione.

Sebbene differenze significative nella cinetica comuni si sono verificati durante l'appoggio con le due diverse stime dei parametri inerziali, queste differenze erano scentro commerciale quando si considerano gli effetti dimensioni di queste differenze e in confronto con le differenze osservate durante l'oscillazione. Nella maggior parte degli studi del movimento umano, queste differenze statisticamente significative durante la presa di posizione non possono avere un impatto sui risultati dello studio. Forze di reazione terra hanno una grande influenza sulle grandezze globali momento delle articolazioni degli arti inferiori durante la fase di appoggio dei piedi. ^17-19 Anche se c'erano differenze significative nei parametri inerziali per entrambi i modelli, queste differenze non erano sufficienti per superare l'importanza della terreno contributo forza di reazione alla produzione momento giunto durante l'appoggio. Miller ²⁵ già stato suggerito che le proprietà inerziali del lato protesico avevano poco effetto sulle grandezze delle cinetiche articolari degli arti inferiori durante la fase di appoggio della corsa. Tuttavia, Miller ²⁵ prese in considerazione solo le differenze di massa e posizione del centro di massa dell'arto quando si modifica la proproprietà inerziali di arti STHETIC per il modello di dinamica inversa. Differenze nel momento di inerzia non sono state contabilizzate nel modello, ma è stato suggerito che anche se il momento di inerzia è stata raddoppiata o dimezzata sarebbe probabilmente hanno poco effetto sulla magnitudo del momento giunto. Il termine Iα nell'equazione del moto rappresentava meno del 3% del momento giunto generale in qualsiasi momento durante la fase di appoggio della corsa. In termini assoluti, il più grande cambiamento di magnitudo momento per il nostro studio è stato osservato nel momento dell'anca al ~ 11% del ciclo del passo, dove l'aumento medio è stato di magnitudo ~ 2 N · m. Questo era circa la metà dell'aumento grandezza che è stato osservato da Miller ²⁵ durante la fase di appoggio della corsa. I nostri risultati combinati con quelli di Miller suggeriscono che misure dirette di protesi inerzia, compreso il momento di inerzia, hanno solo una piccola o trascurabile effetto sulle grandezze momento congiunte dell'anca e del ginocchio durante la Stance fase di camminare o correre.

Per quanto riguarda la fase di oscillazione del camminare, la scelta del modello inerziale ha un impatto significativo sulle grandezze delle estremità inferiori cinetica congiunti. Durante l'oscillazione, non c'è grande forza esterna, come la forza di reazione al suolo durante l'appoggio. Il movimento dell'arto è molto più dipendente l'inerzia del sistema e le interazioni tra i segmenti. Questo è riflesso dai grandi variazioni di grandezze cinetiche comuni osservate quando i due diversi modelli inerziali sono stati usati per l'analisi dinamica inversa. Utilizzando le equazioni di regressione basato su anatomia intatta per modellare l'arto protesico durante l'oscillazione, suggerito che un maggiore sforzo muscolare è richiesta che quando sono stati usati reale misurata inerzia delle protesi.

La tecnica descritta in questo documento per misurare direttamente le proprietà inerziali di una protesi sotto il ginocchio ha diversi limiti. Abbiamo descritto un metodond fatto inerzia della struttura misurazioni delle gambe solo per le analisi piano sagittale. Miglioramenti di questo sistema comprendono creando una struttura a gabbia interna che potrebbe essere sospeso da tre assi diversi in modo che tutte e tre momenti principali di inerzia possono essere misurati. Inoltre, la scheda tecnica reazione potrebbe essere utilizzato per tutti e tre i piani di misurare la posizione tridimensionale della protesi centro di massa. Un altro miglioramento che potrebbe rendere le stime del moncone massa leggermente più accurato sarebbe quella di utilizzare una valutazione volumetrica come descritto da Czerniecki e colleghi ²⁴ dove il moncone è sospesa in un cilindro di acqua per stimare il volume mentre una densità dei tessuti divisa è applicato per stimare massa dell'arto. Inoltre, invece di utilizzare una percentuale presunta di distribuire la massa protesi totale tra la presa protesica e piede, ogni protesi potrebbe essere disarticolato alla caviglia in modo che ogni componente può essere weighed indipendentemente. Un'altra limitazione della nostra tecnica è che richiede un certo tempo supplementare durante una sessione sperimentale. In generale, utilizzando la nostra tecnica per misurare direttamente l'inerzia protesi probabilmente aggiungere 30 min per il tempo totale necessario per una sessione di raccolta dati.

A causa del nostro piccolo campione di sotto il ginocchio protesi con disegni simili (ad esempio, serratura e perno sospensioni e risposta elastica dinamica piedi protesici), lo sviluppo di raccomandazioni definitive per la stima delle proprietà inerziali di sotto del ginocchio protesi come semplici percentuali di intatte le proprietà arto inerzia è problematico . Tuttavia, combinando i nostri risultati con le stime inerziali per protesi sotto il ginocchio di altri studi ^20,21,23 e confrontando questi risultati per inerzia stime per gli arti intatti, alcune tendenze costanti diventano evidenti. Rispetto al arto intatto, la massa del lato protesico è costantemente 30-40% in meno, la posizione COM è 25-35% cperdente all'articolazione del ginocchio, e la MOI è il 50-60% in meno su un asse trasversale attraverso l'articolazione del ginocchio.

In conclusione, utilizzando le equazioni di regressione per un gambo intatta e piede per modellare le proprietà inerziali di una protesi sotto il ginocchio avrà un impatto le grandezze delle stime cinetiche comuni durante l'oscillazione, ma avrà solo un piccolo o minimo impatto su tali grandezze durante l'appoggio. Così, per i ricercatori concentrandosi solo sulla fase statica della locomozione utilizzando le proprietà inerziali dell'arto intatto per modellare lato protesico non sarà probabilmente modificare le conclusioni dello studio. Tuttavia, per chi è interessato a battente cinetica di fase, devono essere considerati misure dirette della protesi proprietà inerziali per evitare di travisare le vere dinamiche dello swing protesi della gamba.

Appendice A

Affidabilità e Validità del momento d'inerzia e centro di massa stime

Per valutare l'affidabilità e la validity delle nostre misure sperimentali di protesi momento di inerzia e posizione del centro di massa, sono stati eseguiti due esperimenti semplici. Nel primo esperimento, momenti di inerzia e il centro della località di massa di quattro oggetti sono stati sperimentalmente stimati in tre studi separati. I quattro oggetti erano: 1) 9 x 9 x 61 cm blocco di legname trattato (massa = 2,8 kg), 2) 9 x 9 x 64 cm blocco di legname non trattato (massa = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm blocco di legname non trattato (massa = 1,8 kg), e 4) lunga 61 centimetri pezzo di tubo in PVC con e dentro diametro di 8 cm e un diametro esterno di 9 cm (massa = 0,8 kg). Una tecnica di oscillazione ¹² è stato utilizzato per stimare momento di ciascun oggetto di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il suo centro di massa. Quando un oggetto oscilla attorno ad un asse fisso, il periodo di oscillazione (τ) dell'oggetto è proporzionale al momento dell'oggetto d'inerzia intorno a tale asse fisso. Se l'ampiezza di oscillazione è minore di 5 ° rispetto ad una posizione neutra,il momento d'inerzia l'oggetto può essere stimato sulla base della moto di un pendolo semplice:

(A.1)

dove _Axis è il momento d'inerzia rispetto all'asse di oscillazione, m è la massa del sistema, g è l'accelerazione di gravità, e d è la distanza tra l'asse di oscillazione e il centro di massa del sistema.

Una tecnica bordo reazione è stata usata per stimare il centro di ogni oggetto della località di massa. Equilibrio statico è ipotizzato (Σ _momenti = 0) e momenti prodotte dal peso dell'oggetto, peso del telaio, e la reazione forza erano riassunti attorno ad un asse di riferimento fisso. Il momento d'inerzia e posizione del centro di massa di ciascun oggetto fosse approssimativo basa anche su semplici equazioni geometriche. Le nostre misure sperimentali sono stati confrontati a questi estimatio geometricans per valutare la validità. Affidabilità delle stime per il centro della località massa e momento di inerzia è stata valutata utilizzando due (uno per la stima COM e uno per la stima MOI), fattore singolo modello lineare generale ANOVA, con 3 misure ripetute riflettono le tre prove. Coefficienti di correlazione interclasse (ICCS) sono stati calcolati per determinare la ripetibilità delle nostre stime.

In un secondo esperimento, abbiamo valutato l'affidabilità del nostro periodo di oscillazione (τ) misurazione. τ è stata misurata per 10 prove consecutive con solo il telaio in alluminio sospesa l'asse di oscillazione e 10 prove consecutive con un blocco di legno (massa = 2,8 kg, dimensioni = 9 x 9 x 61 cm) fissato alla cornice di alluminio e sia sospesa dal asse di oscillazione. Durante ogni prova, τ è stata misurata per 10 oscillazioni consecutivi usando una fotocellula la cui tensione di uscita varia in base all'intensità della luce riflessa. L'affidabilità della nostra misura per τ è stato unssessed utilizzando quattro, fattore unico modello generale lineare ANOVA, con 10 misure ripetute. Due (uno per il solo telaio prove e uno per le prove di frame + blocchi) ANOVA sono stati utilizzati per determinare se τ differiva tra le oscillazioni consecutivi (cioè la matrice dei dati è stato installato in modo che il fattore era periodi consecutivi di oscillazione all'interno di un dato processo). Poi le matrici di dati sono stati ruotati di 90 ° in modo che il fattore era prove consecutive e altri due ANOVA sono stati usati per determinare se τ differiva attraverso prove consecutive. Coefficienti di correlazione interclasse (ICCS) sono stati calcolati per determinare la ripetibilità delle nostre misurazioni.

I risultati dell'esperimento 1 – Le Quattro oggetti

Momento di ciascun oggetto di inerzia attorno ad un asse trasversale attraverso il suo centro di massa (I_obj_cm) è stata costantemente sovrastimato (da ~ 5% per blocchi di legno e di ~ 12% per tubo in PVC) rispetto alle stime basate su ogni objectR17; s massa e geometria (Iz) (Tabella 3). Le nostre stime, tuttavia, erano estremamente affidabile. Non c'era differenza nel momento medio di inerzia (F _2,6 = 0,154, p = 0,861) per i quattro oggetti attraverso le tre prove. Inoltre, ICC ha rivelato che in tutti gli studi il nostro momento di stima inerzia era altamente ripetibile (ICC = 1.00). Così, anche se la nostra stima tendeva a sovrastimare momento in cui l'oggetto di inerzia rispetto alla stima geometrica nostre stime erano affidabili.

Il nostro centro di stima di posizione massa utilizzando una tecnica bordo reazione era coerente con stime basate su assumendo densità uniforme e un modello geometrico. Differenze erano meno dell'1%. Non c'era differenza nel centro medio della località di massa (F _2,6 = 1,126, p = 0,384) per i quattro oggetti attraverso le tre prove. Inoltre, ICC ha rivelato che in tutti gli studi il nostro centro di stima di massa era altamente ripetibile (ICC> 0,99). Così,il nostro centro di stime di massa erano validi e affidabili.

.. Tabella 3 Le nostre stime sperimentali di momenti di inerzia e il centro della località di massa per i quattro oggetti rispetto alle stime basate sulla massa e la geometria di ogni oggetto Clicca qui per ottenere un ingrandimento della tabella. Definizioni di variabili: mframe = massa di la struttura di alluminio; mobject = massa dell'oggetto; t_frame = periodo di oscillazione del solo telaio; periodo di oscillazione è stato determinato come media di 10 oscillazioni consecutive e in tre prove consecutive. t_object = periodo di oscillazione del telaio e oggetto insieme; determinato lo stesso t_frame; I_Frame_osc = I della cornice rispetto all'asse di oscillazione;I_Frame_obj_osc = I del telaio più oggetto rispetto all'asse di oscillazione; I_obj_osc = Ho dell'oggetto rispetto all'asse di oscillazione; I_obj_cm = Ho dell'oggetto intorno all'asse che attraversa il centro dell'oggetto di massa; Iz = previsione teorica di I circa cm dell'oggetto con le seguenti equazioni di previsione geometriche:
PVC: ; dove R è il raggio esterno, r è il raggio interno, e h è la lunghezza
Legno: ; dove a è la lunghezza e la larghezza b è CM posizione geometrica stato previsto il 50% della lunghezza dell'oggetto.

I risultati dell'esperimento 2 – periodo di oscillazione (τ) Assessment

Quando il telaio in alluminio da solo è stato sospeso dalle asse di oscillazione e girò, τ coerente e sistematico diminuzione (F _9,81 = 123,25; p <0.001) rispetto al primo 10 oscilzioni di circa 6 msec in tutte le 10 prove di oscillazione (Figura 5; pannello di sinistra). In tutti gli studi, è stato trovato anche il periodo medio di oscillazione a differire in modo significativo (F _9,81 = 13,97, p <0,001) quando solo il telaio è stato oscillava. Tuttavia, ICC ha rivelato che all'interno di un determinato processo la diminuzione sistematica τ nel corso dei primi 10 oscillazioni era ripetibile (ICC = 0.99). Quando il telaio e blocco di legno (m = 2.797 g) sono stati oscillato insieme, τ non è cambiata nel corso dei primi 10 oscillazioni (F _9,81 = 3,031, p = 0,116) e τ medio di tutti 10 prove consecutive non differivano significativamente ( F _9,81 = 3,533, p = 0.093) (Figura 5; pannello di destra). ICC per il telaio più oggetti prove suggeriscono che in un determinato τ prova non è ripetibile da oscillazioni di oscillazione (ICC = 0.17). Questi dati suggeriscono che per il solo telaio prove τ è meglio stimato come media della prima oscillazione attraverso una serie di tri als e che quando un oggetto con caratteristiche simili a quelle di una protesi sotto il ginocchio è oscillato, τ è meglio stimato come media di tutti oscillazioni consecutive e in un certo numero di prove.

Figura 5. Periodo di oscillazione misurato per (A) telaio in alluminio solo e (B) telaio e blocco di legno (massa blocco = 2,8 kg, dimensioni dei blocchi = 9 x 9 x 61 cm). Ogni pannello mostra 10 prove separate con il primo 10 oscillazioni di ogni prova visualizzati. Con solo la cornice sospesa dall'asse di oscillazione (pannello di sinistra), τ sistematicamente diminuito nei primi 10 oscillazioni. Tuttavia, quando un blocco di legno è stato aggiunto al telaio, τ ha non varia sistematicamente tutti i primi 10 oscillazioni (pannello di destra).

La sensibilità del momento d'inerzia di periodo di oscillazione

t "> Perché i risultati da esperimento 1 suggeriscono le nostre stime di momento di un oggetto di inerzia sono costantemente sovrastimati e risultati da esperimento 2 suggeriscono che τ del telaio diminuisce nel corso dei primi 10 oscillazioni, abbiamo effettuato un'analisi di sensitività per determinare il metodo migliore per quantificare . τ per solo telaio prove e sperimentazioni cornice più oggetto (tabella 4) τ è direttamente proporzionale al momento di inerzia di un oggetto:

(A.2)

dove _Axis è il momento d'inerzia rispetto all'asse di oscillazione, m è la massa del sistema, g è l'accelerazione di gravità, e d è la distanza tra l'asse di oscillazione e il centro di massa del sistema. Pertanto, se τ diminuisce, allora così fa _I Asse perché m, g, e d sono costanti all'interno di un determinato processo. Dal momento che Estiaccoppiare il momento di inerzia di un oggetto come:

I _obj = I _{obj + frame} – Se _rame (A.3)

sottovalutare il momento di inerzia del telaio (I _frame) produrrà un grande momento di inerzia stima per l'oggetto (I _obj), che è coerente con le stime nell'esperimento 1. Figura 6 visualizza τ da esperimento 1 sia solo la cornice prove e telaio più prove di oggetto per l'oggetto più leggero e più pesante oggetto. Questa figura illustra che per gli oggetti più pesanti (ad esempio, al di sotto di protesi di ginocchio), non vi è alcuna diminuzione evidente nel τ corso dei primi 10 oscillazioni, ma per gli oggetti più leggeri c'è una leggera diminuzione sistematica τ.

Tabella 4. Confrontoquattro diversi metodi per la determinazione periodo di oscillazione. L'oggetto utilizzato in questa analisi è stato il cm blocco di legname trattato 9 x 9 x 61. Condizione C ha prodotto la migliore stima del momento dell'oggetto di inerzia rispetto a una stima teorica alternativa basata sulla massa dell'oggetto e la geometria. Clicca qui per ottenere un ingrandimento della tabella. Note: Definizioni di variabili sono gli stessi Tabella 3 Stato. A: t_frame e t_object sono stati calcolati come il periodo medio di oscillazione 10 oscillazioni consecutivi attraverso 3 studi Condizione B:. t_frame e t_object sono stati calcolati come media del primo periodo di oscillazione in 3 prove separate Condizione C:. t_frame stato determinato come nella Condizione B; t_object è stato determinato, come nella Condizione A. Condizione D: t_frame è stato determinato inCondizione A; t_object è stato determinato, come nella Condizione B.

Figura 6. Periodi di oscillazione per gli oggetti più pesanti e leggeri. I pannelli a sinistra mostrano i primi 10 periodi di oscillazione di tre prove per solo la cornice, ed i pannelli di destra mostrano lo stesso per il telaio più prove oggetto. Come nell'esperimento 2, vi è una diminuzione sistematica in τ nei primi 10 oscillazioni quando solo la cornice è oscillato. Quando l'oggetto pesante è stato oscillava (m = 2.797 kg), non vi era alcuna diminuzione sistematica τ. Tuttavia, una leggera diminuzione nella τ è stata osservata quando l'oggetto luce (m = 0,716 kg) è stato oscillava. Tipica sotto il ginocchio massa protesi è stato segnalato alla gamma 1,2-2,1 kg ^20,21. Così, anche per le protesi più leggeri di peso, τ non dovrebbemostrano una sostanziale diminuzione nel corso dei primi 10 oscillazioni.

Conclusione

Quando la struttura di alluminio da solo è oscillato, il periodo di oscillazione sarà determinato come la media della prima oscillazione da 10 prove di oscillazione. Quando il telaio in alluminio e protesi sono oscillavano, il periodo di oscillazione sarà determinato come media di 30 oscillazioni (3 studi, 10 oscillazioni consecutive all'interno di ciascuna prova).

Disclosures

The authors have nothing to disclose.

Acknowledgements

I finanziamenti dalle società americane e internazionali di biomeccanica è stata fornita per questo studio.

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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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).

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