Oscilação e Conselho Reação Técnicas para estimar as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho
Summary
Segmentares Corpo propriedades inerciais são necessários para a modelagem dinâmica inversa. Usando uma oscilação e técnica placa de reação, propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho foram medidos. Usando medidas diretas de prótese inércia no modelo de dinâmica inversa da perna protética resultou em magnitudes menores de forças conjuntas resultantes e momentos.
Abstract
O objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada para estimar directamente as propriedades de inércia de uma prótese abaixo do joelho, e 2) os efeitos de contraste da técnica proposta e que o uso de membros intactos propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante andando em unilaterais, amputados transtibiais. Um sistema de oscilação e tábua de reação foi validado e mostrou-se confiável ao medir propriedades inerciais de sólidos geométricos conhecidos. Quando as medições diretas de propriedades inerciais da prótese foram utilizados na modelagem dinâmica inversa da extremidade mais baixa em comparação com as estimativas de inércia com base em uma haste intacta e pé, cinética articular no quadril e joelho foram significativamente menores durante a fase de balanço da marcha. As diferenças na cinética conjuntas durante postura, no entanto, foram menores do que os observados durante o balanço. Portanto, os pesquisadores com foco na fase de balanço da marcha deve considerar o impacto da prosthesé de propriedade de inércia estimativas sobre os resultados do estudo. Para postura, qualquer um dos dois modelos de inércia investigados em nosso estudo provavelmente levaria a resultados semelhantes com uma avaliação dinâmica inversa.
Introduction
Para quantificar as forças conjuntas resultantes e momentos durante o movimento, um modelo de dinâmica inversa do sistema de interesse é necessário quando se trabalha com dados empíricos. Para biomecânica dos membros inferiores, os modelos de dinâmica inversa normalmente representam a pé, pernil, e coxa como corpos rígidos. Entrada para esses modelos vêm de três fontes principais: a) cinemática do movimento, b) força de reação do solo e C) antropométricas segmento e propriedades inerciais. Dados de movimento são recolhidos com uma variedade de sistemas de análise de movimento, mas todos os sistemas essencialmente proporcionar a cinemática básicos do movimento (posição, velocidade e aceleração). Forças de reação do solo são recolhidas com uma plataforma de força e fornecer as forças de contato que agem sobre os pés. Antropometria são medidas tomadas diretamente do corpo usando os governantes, fitas flexíveis e / ou pinças. Estas medições antropométricas são utilizados para estimar as propriedades de inércia dos segmentos corporais utilizados na dynami inversacs analisa. Propriedades de inércia da massa incluem, centro de massa (COM) local e do momento de inércia (MOI) de segmento em relação a um eixo que passa pelo segmento ou COM proximal ou distal comum. Metodologias e equipamentos utilizados para a coleta de dados de movimento e força de reação do solo são semelhantes entre os grupos de pesquisa, mas estimativas inerciais dos segmentos corporais podem variar muito entre os pesquisadores, dependendo de qual método o pesquisador escolhe para estimar essas propriedades inerciais.
Várias técnicas disponíveis para estimar as propriedades inerciais de um segmento do corpo humano totalmente intacta incluem: 1) equações de regressão com base em dados de cadáver 1-5, 2) técnicas de modelos matemáticos (ou seja, modelos geométricos) 6,7, e 3) de digitalização e imagem 8-15. Muitas destas técnicas requerem medições directas do corpo, mas que tenha sido previamente demonstrado que, independentemente do método de estimativa a ser usada, a precisão do segmento corporalAs estimativas de inércia mento à base de tais métodos é elevado 16. Também foi mostrado que os erros nas estimativas das propriedades inerciais dos segmentos corporais intactas têm um impacto mínimo sobre as magnitudes dos momentos articulares resultantes durante a caminhada 17,18. Momentos conjuntas são influenciadas em maior medida pelas forças de reação do solo, centro de locais de pressão, comprimentos braço de momento, e cinemática segmento 17-19. Portanto, não é surpreendente que os métodos para estimar propriedades inerciais dos segmentos corporais variam largamente na literatura quando se utiliza indivíduos sãos como participantes da pesquisa, uma vez que pequenos erros nessas estimativas são susceptíveis de ter pouco impacto sobre os resultados do estudo.
Muitas dessas estimativas inerciais para um segmento de corpo totalmente intacta são muitas vezes utilizados para estimar as propriedades inerciais das próteses para amputados dos membros inferiores. Próteses dos membros inferiores modernos são fabricados com materiais leves resulting em próteses, que são muito mais leves que os membros que substituem. Isso resulta em uma assimetria de inércia entre a prótese eo membro intacto. Em comparação com uma haste típico intacto e do pé, a massa de uma prótese abaixo do joelho e do membro residual é cerca de 35% menos e tem um centro de massa localizado, aproximadamente, 35% mais estreita que a articulação do joelho 20-23. A menor massa e distribuição de massa mais proximal da prótese também produz uma (~ 60%) muito menor momento de inércia em relação à articulação do joelho para a prótese em comparação com a da haste intacta e pé. Embora os pesquisadores 24,25 já sugeriram que o uso de estimativas inerciais intactas para a prótese ter pouco efeito sobre as estimativas cinéticos conjuntas, estas comparações focada em momentos articulares resultantes durante a fase de apoio do pé, onde a força de reação do solo domina o momento produzido na articulação. Durante swing, onde as forças de reação do solo não estão presentes, oreduzidas propriedades inerciais da prótese são mais propensos a influenciar as estimativas de momentos articulares resultantes. Tendo em conta que alguns pesquisadores, por exemplo, 26-32 utilizam propriedades de inércia segmento intactas para representar prótese propriedades inerciais e outros, por exemplo, 21-23 estimativa prótese propriedades inerciais diretamente, é importante para entender o impacto dos métodos escolhidos para estimar as propriedades inerciais da prótese . Minimizando o tempo necessário para a medição das propriedades de inércia da prótese foi um factor importante no desenvolvimento da nossa técnica. Na técnica apresentada aqui a prótese permanece totalmente intacto para todas as medidas para reduzir os tempos de medição e evitar quaisquer outras vezes, relacionadas ao realinhamento da prótese após a medição.
Assim, o objectivo deste estudo era duplo: 1) demonstrar uma técnica que pode ser utilizada directamente para estimar as propriedades de inércia de abelow prótese do joelho, e 2) contrastar os efeitos da técnica proposta e que do uso do membro intacto propriedades inerciais em estimativas cinéticos conjuntas durante a caminhada em unilaterais, amputados transtibiais. Foi sugerido que magnitudes cinéticos conjuntas são maiores quando as propriedades de inércia da haste intacta e pé são usados como as estimativas de inércia para a prótese, em comparação com medições diretas da prótese propriedades inerciais.
Protocol
Representative Results
Discussion
Uma oscilação e reação técnica placa foi apresentado para estimar as propriedades inerciais das próteses abaixo do joelho. Este sistema foi validado e mostrou-se confiável ao estimar propriedades inerciais das conhecidas sólidos geométricos (Anexo A). Membros Prótese propriedades inerciais para um grupo de amputados transtibiais unilaterais, foram estimados de duas maneiras: a) por medição direta, utilizando técnicas de oscilação e placa de reação, e b) utilizando equações de predição padrão criados por membros intactos. As estimativas resultantes de propriedade de inércia para a prótese foram substancialmente diferentes para duas abordagens. Esta diferença de propriedades inerciais resultou em significativamente diferentes estimativas da cinética articular durante a caminhada, com diferenças maiores serem observadas durante o balanço.
Apesar de diferenças significativas na cinética articular ocorreu durante a posição usando os dois estimativas dos parâmetros inerciais diferentes, essas diferenças foram sshopping quando se considera os efeitos tamanhos para estas diferenças e, em comparação com as diferenças observadas durante o balanço. Na maioria dos estudos do movimento humano, essas diferenças estatisticamente significativas durante postura não pode ter um impacto sobre os resultados do estudo. Forças de reação do solo tem uma grande influência sobre magnitudes globais momento de articulações das extremidades inferiores durante a fase de apoio da marcha. 17-19 Mesmo que houvesse diferenças significativas nos parâmetros inerciais para ambos os modelos, essas diferenças não foram suficientes para superar a importância da terreno contribuição força de reação para a produção conjunta momento durante o apoio. Miller 25 também sugeriu anteriormente que as propriedades inerciais do lado da prótese teve pouco efeito sobre a magnitude das extremidades cinética conjuntos mais baixos durante a fase de apoio da corrida. No entanto, Miller 25 só levou em conta as diferenças de massa eo centro de massa localização do membro ao alterar o propropriedades inerciais do membro sthetic para o modelo de dinâmica inversa. Diferenças no momento de inércia não foram contabilizados no modelo, mas foi sugerido que, mesmo se o momento de inércia foi dobrado ou metade seria provavelmente têm pouco efeito sobre a magnitude do momento comum. O termo Iα na equação do movimento foi responsável por menos de 3% do momento global comum em qualquer ponto durante a fase de apoio da corrida. Em termos absolutos, a maior mudança de valor do momento para o nosso estudo foi observado no momento da articulação do quadril a ~ 11% do ciclo de marcha, onde o aumento de magnitude média foi de ~ 2 Nm. Este foi cerca de metade do aumento de magnitude que foi observado por Miller 25 durante a fase de apoio da corrida. Nossos resultados, combinados com os de Miller sugerem que medidas diretas de prótese inércia, incluindo o momento de inércia, tem apenas um efeito pequeno ou insignificante sobre as magnitudes momento conjuntos do quadril e joelho durante a Stancfase e de caminhar ou correr.
No que diz respeito à fase de balanço da marcha, a escolha do modelo de inércia tem um impacto significativo sobre as magnitudes mais baixas extremidades cinética conjuntas. Durante swing, não há nenhuma grande força externa, como a força de reação do solo durante a postura. O movimento do membro é muito mais dependente da inércia no sistema e as interações entre os segmentos. Isto foi refletido pelas grandes mudanças em magnitudes cinéticos conjuntas observados quando os dois modelos de inércia diferentes foram usados na análise dinâmica inversa. Usando as equações de regressão baseados em anatomia intacto para modelar a prótese durante o balanço, sugeriu que um maior esforço muscular foi exigido do que quando foram utilizadas propriedades inerciais reais medidos da prótese.
A técnica descrita neste artigo para medir diretamente as propriedades inerciais de uma prótese abaixo do joelho tem várias limitações. Nós descrevemos métodos umª fez inércia medições de propriedade das pernas apenas para análises plano sagital. Melhorias a este sistema incluem a criação de uma estrutura de gaiola interior que poderiam ser suspensas a partir de três eixos diferentes, de modo que todas as três principais momentos de inércia pode ser medido. Além disso, a técnica de placa de reacção pode ser usado para todos os três planos para medir a localização tridimensional do centro da massa da prótese. Outra melhoria que poderia fazer as estimativas do membro residual massa ligeiramente mais precisa seria a utilização de uma avaliação volumétrica, como descrito por Czerniecki e colegas 24 onde o membro residual é suspensa em um cilindro de água para estimar o volume enquanto a densidade do tecido uniforme é aplicado para estimar a massa do membro. Além disso, em vez de usar uma percentagem assumido para distribuir a massa total prótese entre o encaixe da prótese e do pé, cada prótese pode ser desarticulado no tornozelo de modo que cada componente pode ser weighed independentemente. Outra limitação da nossa técnica é que ela requer algum tempo adicional durante uma sessão experimental. Em geral, usando nossa técnica para medir diretamente a inércia prótese provavelmente vai adicionar 30 minutos ao tempo total necessário para uma sessão de coleta de dados.
Por causa de nossa pequena amostra de próteses abaixo do joelho com desenhos semelhantes (ou seja, bloqueio e pinos suspensões e de resposta elástica dinâmica pés protéticos), desenvolvendo recomendações definitivas para estimar propriedades inerciais das abaixo do joelho próteses como simples percentagens de propriedades de inércia de membros intactos é problemática . No entanto, combinando os nossos resultados com as estimativas inerciais para próteses abaixo do joelho de outros estudos 20,21,23 e comparando esses resultados à inércia estimativas para membros intactos, algumas tendências consistentes tornam-se aparentes. Em comparação com o membro intacto, a massa do lado da prótese é consistentemente 30-40% menos, a localização COM é 25-35% cperdedor para a articulação do joelho, eo MOI é de 50-60% menos sobre um eixo transversal através da articulação do joelho.
Em conclusão, utilizando equações de regressão para uma haste intacta e pé para modelar as propriedades inerciais de uma prótese abaixo do joelho vai impactar as magnitudes das estimativas cinéticos conjuntas durante o balanço, mas terá apenas um impacto pequeno ou mínimo sobre essas magnitudes durante postura. Assim, para os pesquisadores focando apenas na fase de apoio da locomoção usando propriedades inerciais do membro intacto para modelar o lado prótese provavelmente não vai alterar as conclusões do estudo. No entanto, para aqueles interessados em cinética fase de balanço, devem ser consideradas medidas diretas da prótese propriedades inerciais para evitar deturpar a verdadeira dinâmica de balanço da perna protética.
Apêndice A
Confiabilidade e Validade do Momento de Inércia e centro de massa Estimativas
Para avaliar a confiabilidade e validity de nossas medições experimentais de prótese momento de inércia e centro de massa local, dois experimentos foram realizados simples. No primeiro experimento, os momentos de inércia e centro de locais de massa de quatro objetos foram experimentalmente estimada em três ensaios distintos. Os quatro objetos foram: 1) 9 x 9 x 61 cm bloco de madeira tratada (massa = 2,8 kg) e 2) 9 x 9 x 64 cm bloco de madeira não tratada (massa = 2,5 kg), 3) 7 x 9 x 65 cm bloco de madeira não tratada (massa = 1,8 kg) e 4) 61 cm de comprimento pedaço de tubo de PVC com e dentro de diâmetro de 8 cm e um diâmetro externo de 9 cm (massa = 0,8 kg). Uma técnica de oscilação 12 foi usado para estimar o momento de cada objeto de inércia em torno de um eixo transversal através do seu centro de massa. Quando um objeto oscila em torno de um eixo fixo, o período de oscilação (τ) do objeto é proporcional ao momento em que o objeto de inércia em torno desse eixo fixo. Se a amplitude de oscilação é inferior a 5 ° em relação a uma posição neutra,o momento de inércia do objecto pode ser estimada com base no movimento do pêndulo simples:
(A.1)
onde o eixo I é o momento de inércia em relação ao eixo de oscilação, m é a massa do sistema, g é a aceleração devido à gravidade, e d é a distância entre o eixo de oscilação e o centro de massa do sistema.
Uma técnica de bordo reação foi utilizado para estimar o centro de cada objeto do local em massa. O equilíbrio estático foi assumida (Momentos Σ = 0) e os momentos produzidos por o peso do objecto, o peso da estrutura, e força de reacção foram somados sobre um eixo de referência fixado. O momento de inércia e centro de massa localização de cada objeto também foram estimados com base em equações geométricas simples. Nossas medidas experimentais foram comparados com estes estimatio geométricans para avaliar validade. Confiabilidade de nossas estimativas para o centro de localização de massa e momento de inércia foi avaliada usando duas (uma para a estimativa COM e uma para estimativa MOI), modelo linear geral fator ANOVAs, com 3 medidas repetidas que refletem os três ensaios. Os coeficientes de correlação intraclasse (CCI), também foram computados para determinar a repetibilidade de nossas estimativas.
Em um segundo experimento, avaliou-se a confiabilidade de nosso período de oscilação (τ) de medição. τ foi medida por 10 ensaios consecutivos apenas com a moldura de alumínio suspenso a partir do eixo de oscilação e 10 ensaios consecutivos com um bloco de madeira (massa = 2,8 kg, dimensões = 9 x 9 x 61 cm) encaixada na armação de alumínio e ambos suspensos a partir do eixo de oscilação. Durante cada ensaio, τ foi medida por 10 oscilações consecutivos com uma célula fotoeléctrica, cuja tensão de saída varia em função da intensidade de luz reflectida. Confiabilidade da nossa medida para τ foi umssessed usando quatro, fator único modelo linear geral ANOVAs, com 10 medidas repetidas. Dois (um para armação apenas ensaios e um para ensaios de frame + bloco) ANOVAs foram utilizados para determinar se τ diferiu entre oscilações consecutivos (ou seja, a matriz de dados foi configurado de modo a que o factor era períodos consecutivos de oscilação dentro de um dado ensaio). Em seguida, as matrizes de dados foram rodados em 90 °, de modo que o factor era ensaios consecutivos e mais duas ANOVAs foram utilizados para determinar se τ diferiu entre os ensaios consecutivos. Os coeficientes de correlação intraclasse (CCI), também foram computados para determinar a repetibilidade de nossas medições.
Os resultados do Experimento 1 – As Quatro objetos
Momento de cada objeto de inércia em torno de um eixo transversal através de seu centro de massa (I_obj_cm) foi consistentemente superestimado (por ~ 5% para blocos de madeira e por ~ 12% para tubos de PVC), em comparação com as estimativas com base em cada objectR17; s em massa e geometria (Iz) (Tabela 3). Nossas estimativas, no entanto, eram extremamente confiável. Não houve diferença na média do momento de inércia (F 2,6 = 0,154, p = 0,861) para os quatro objectos através dos três ensaios. Além disso, o ICC revelou que entre os ensaios nosso momento de inércia estimativa era altamente repetitivo (ICC = 1,00). Assim, embora a nossa estimativa tende a superestimar momento em que o objeto de inércia em relação à estimativa geométrica nossas estimativas eram confiáveis.
Nosso centro de estimação localização massa usando uma técnica de bordo reação foi consistente com as estimativas baseadas em assumir densidade uniforme e um modelo geométrico. As diferenças foram inferiores a 1%. Não houve diferença no centro médio de localização de massa (F 2,6 = 1,126, p = 0,384) para os quatro objectos através dos três ensaios. Além disso, o ICC revelou que entre os ensaios o nosso centro de estimativa de massa foi muito repetitivo (ICC> 0,99). Assim,nosso centro de estimativas de massa eram válidos e confiáveis.
.. Tabela 3 Nossos estimativas experimentais de momentos de inércia e centro de massa de locais para os quatro objetos em comparação com as estimativas com base na massa e geometria de cada objeto Clique aqui para obter uma visão ampliada da mesa. definições variáveis: mframe = massa O quadro de alumínio; mobject = massa do objeto; t_frame = período de oscilação de apenas o quadro; período de oscilação foi determinada como a média de 10 oscilações consecutivos e em três ensaios consecutivos. t_object = período de oscilação do quadro e objeto juntos; determinado o mesmo que t_frame; I_Frame_osc = I do quadro em relação ao eixo de oscilação;I_Frame_obj_osc = I do quadro mais objecto em relação ao eixo de oscilação; I_obj_osc = I do objecto em relação ao eixo de oscilação; I_obj_cm = I do objeto sobre um eixo através do centro do objeto de massa; Iz = previsão teórica de que cerca de CM do objeto usando as seguintes equações de predição geométricas:
PVC: 
; em que R é o raio exterior, r é raio interno, e h foi comprimento
Madeira: 
; onde a é o comprimento e b é a largura da localização CM geométricos foi previsto como 50% do comprimento do objecto.
Os resultados do Experimento 2 – período de oscilação (τ) Assessment
Quando o quadro de alumínio só foi suspenso a partir do eixo de oscilação e girou, τ de forma consistente e sistemática diminuição (F 9,81 = 123,25, p <0,001) em relação ao primeiro 10 oscilaçãolações por cerca de 6 ms em todos os ensaios 10 de oscilação (Figura 5; painel esquerdo). Através de ensaios, o período médio de oscilação também foi encontrado para diferem significativamente (F 9,81 = 13,97, p <0,001), quando apenas o quadro foi oscilou. No entanto, os CCI revelou que dentro de um dado ensaio da diminuição sistemática em τ durante os primeiros 10 oscilações foi repetida (ICC = 0,99). Quando o quadro e bloco de madeira (m = 2,797 g) foram balançou juntos, τ não se alterou ao longo dos primeiros 10 oscilações (F 9,81 = 3,031, p = 0,116) e os médios em todo τ 10 ensaios consecutivos não diferiram significativamente ( F 9,81 = 3,533, p = 0,093) (Figura 5; painel direito). CCIs para os ensaios de quadros mais objetos sugerem que dentro de um determinado τ julgamento não é repetível de oscilação para oscilação (ICC = 0,17). Estes dados sugerem que, para a moldura apenas ensaios τ é melhor avaliado como uma média da primeira oscilação através de uma série de tri als e que, quando um objecto com características semelhantes às de uma prótese abaixo do joelho é oscilada, τ é melhor avaliado como a média nas oscilações consecutivos e através de uma série de ensaios.
Figura 5. Período de oscilação medida para (A) moldura de alumínio só e (B) quadro e bloco de madeira (massa do bloco = 2,8 kg, dimensões de blocos = 9 x 9 x 61 cm). Cada painel mostra 10 ensaios separados com o primeiro 10 oscilações de cada ensaio apresentado. Com apenas a estrutura suspensa a partir do eixo de oscilação (painel da esquerda), τ diminuiu sistematicamente ao longo dos primeiros 10 oscilações. No entanto, quando um bloco de madeira foi adicionado ao quadro, τ não variaram sistematicamente através dos primeiros 10 oscilações (painel da direita).
Sensibilidade do Momento de Inércia para período de oscilação
t "> Como os resultados do experimento 1 sugerem nossas estimativas de momento de um objeto de inércia são consistentemente superestimado e os resultados de experimento 2 sugerem que τ do quadro diminui ao longo dos primeiros 10 oscilações, foi realizada uma análise de sensibilidade para determinar o melhor método para a quantificação . τ para quadros únicos ensaios e frame mais ensaios objeto (tabela 4) τ é diretamente proporcional ao momento de inércia de um objeto:
(A.2)
onde o eixo I é o momento de inércia em relação ao eixo de oscilação, m é a massa do sistema, g é a aceleração devido à gravidade, e d é a distância entre o eixo de oscilação e o centro de massa do sistema. Portanto, se τ diminui, então que se eu eixo porque m, g, e d são constantes dentro de um determinado julgamento. Desde que estimaracoplar o momento de inércia de um objecto como:
Eu obj = I + obj frame – Se rame (A.3)
subestimando o momento de inércia do quadro (quadro I) produzirá um momento maior de estimativa de inércia para o objeto (eu obj), o que é consistente com as nossas estimativas no experimento 1. Figura 6 mostra τ do experimento 1 para tanto apenas o quadro provações e quadro mais ensaios objeto para o objeto mais leve e mais pesado objeto. Esta figura ilustra que, para objetos mais pesados (por exemplo, abaixo de prótese de joelho) não há uma diminuição evidente em τ ao longo dos primeiros 10 oscilações, mas para objetos mais leves, há uma ligeira diminuição sistemática em τ.
Tabela 4. Comparação dequatro métodos diferentes para período de oscilação. determinar O objeto utilizado nesta análise foi a cm bloco de madeira tratada 9 x 9 x 61. Condição C produziu a melhor estimativa do momento em que o objeto de inércia quando comparado com uma estimativa teórica alternativa baseada na massa do objeto e geometria. Clique aqui para obter uma visão ampliada da mesa. Notas: definições das variáveis são as mesmas que Tabela 3 Condition. A: t_frame e t_object foram calculados como o tempo médio de oscilação de 10 oscilações por 3 ensaios consecutivos Condição B:. t_frame e t_object foram calculados como a média do primeiro período de oscilação ao longo de 3 ensaios separados Condição C:. t_frame foi determinada como na Condição B; t_object foi determinada como no Estado A. Estado D: t_frame foi determinada como noCondição A; t_object foi determinada como em B. Condições
Figura 6. Períodos de oscilação para os objetos mais pesados e mais leves. Os painéis esquerdos exibir os primeiros 10 períodos de oscilação de três tentativas para apenas o quadro, e os painéis da direita exibir o mesmo para o quadro mais ensaios objeto. Tal como na experiência 2, há uma redução sistemática em τ ao longo dos primeiros 10 oscilações quando apenas a moldura é oscilado. Quando o objeto pesado foi oscilaram (m = 2,797 kg), não houve diminuição sistemática em τ. No entanto, uma ligeira diminuição na τ foi observada quando o objecto de luz (m = 0,716 kg) foi oscilada. Típico massa prótese abaixo do joelho tem sido relatada a variar de 1,2 to 2,1 kg 20,21. Assim, mesmo para os mais leves próteses de peso, τ não deveapresentam um decréscimo substancial ao longo dos primeiros 10 oscilações.
Conclusão
Quando a moldura de alumínio sozinho é oscilado, o período de oscilação será determinado como a média da primeira oscilação de 10 ensaios de oscilação. Quando o quadro de alumínio e prótese são oscilou, o período de oscilação será determinado como a média de 30 oscilações (3 estudos, 10 oscilações consecutivas dentro de cada julgamento).
Disclosures
The authors have nothing to disclose.
Acknowledgements
Financiamento das Sociedades Americanas e Internacionais de Biomecânica foi fornecido para este estudo.
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).
