Name: Oszillation und Reaktionsvorstands Techniken zur Schätzung Inertial Eigenschaften einer Unterschenkelprothese (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-08T16:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 8 s
Description: Lernen Sie die Schätzung von Trägheitseigenschaften bei Unterschenkelprothesen mit Oszillations- und Reaktionsbretttechniken. Diese Methode verbessert biomechanische Modelle und reduziert Gelenkkraftmomente erheblich.

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Für diese Studie wurden Mittel von der American and International Society of Biomechanics bereitgestellt.

<ol><li>Chandler, R. F., Clauser, C. E., McConville, J. T., Reynolds, H. M., Young, S. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Investigation+of+the+inertial+properties+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Pamphlets+DOT+HS-801+430+and+AMRL%22%5BJournal%5D)">Investigation of the inertial properties of the human body.</a> Pamphlets DOT HS-801 430 and AMRL. , (1975).</li>
<li>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).</li>
<li>Dempster, W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Space+requirements+of+the+seated+operator%5BTitle%5D)+AND+%22%22%5BJournal%5D)">Space requirements of the seated operator.</a> , 55-159 (1955).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Regression+equations+to+predict+segmental+moments+of+inertia+from+anthropometric+measurements%3A+an+extension+of+the+data+of+Chandler+et%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Regression equations to predict segmental moments of inertia from anthropometric measurements: an extension of the data of Chandler et.</a> J Biomech. 18, 621-624 (1985).</li>
<li>Hinrichs, R. N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+the+segment+center+of+mass+proportions+of+Clauser+et+al%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to the segment center of mass proportions of Clauser et al.</a> J Biomech. 23, 949-951 (1990).</li>
<li>Hanavan Jr, E. P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+of+the+human+body+Amrl-Tr-64-102%5BTitle%5D)+AND+%22+AMRL+Technical+Report%22%5BJournal%5D)">A mathematical model of the human body Amrl-Tr-64-102.</a> AMRL Technical Report. 18, 1-149 (1964).</li>
<li>Hatze, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+mathematical+model+for+the+computational+determination+of+parameter+values+of+anthropomorphic+segments%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">A mathematical model for the computational determination of parameter values of anthropomorphic segments.</a> J Biomech. 13, 833-843 (1980).</li>
<li>Leva, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Adjustments+to+Zatsiorsky-Seluyanov%27s+segment+inertia+parameters%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Adjustments to Zatsiorsky-Seluyanov's segment inertia parameters.</a> J Biomech. 29, 1223-1230 (1996).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Analysis+of+body+segment+parameter+differences+between+four+human+populations+and+the+estimation+errors+of+four+popular+mathematical+models%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech+Eng%22%5BJournal%5D)">Analysis of body segment parameter differences between four human populations and the estimation errors of four popular mathematical models.</a> J Biomech Eng. 125, 515-522 (2003).</li>
<li>Durkin, J. L., Dowling, J. J., Andrews, D. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+measurement+of+body+segment+inertial+parameters+using+dual+energy+X-ray+absorptiometry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The measurement of body segment inertial parameters using dual energy X-ray absorptiometry.</a> J Biomech. 35, 1575-1580 (2002).</li>
<li>Jensen, R. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimation+of+the+biomechanical+properties+of+three+body+types+using+a+photogrammetric+method%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimation of the biomechanical properties of three body types using a photogrammetric method.</a> J Biomech. 11, 349-358 (1978).</li>
<li>Martin, P. E., Mungiole, M., Marzke, M. W., Longhill, J. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+use+of+magnetic+resonance+imaging+for+measuring+segment+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">The use of magnetic resonance imaging for measuring segment inertial properties.</a> J Biomech. 22, 367-376 (1989).</li>
<li>Mungiole, M., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Estimating+segment+inertial+properties%3A+comparison+of+magnetic+resonance+imaging+with+existing+methods%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Estimating segment inertial properties: comparison of magnetic resonance imaging with existing methods.</a> J Biomech. 23, 1039-1046 (1990).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+mass+and+inertia+characteristics+of+the+main+segments+of+the+human+body%5BTitle%5D)+AND+%22Biomechanics+VIII-B%22%5BJournal%5D)">The mass and inertia characteristics of the main segments of the human body.</a> Biomechanics VIII-B. , 1152-1159 (1983).</li>
<li>Zatsiorsky, V. M., Seluyanov, V. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanics+IX-B%5BTitle%5D)+AND+%22Human+Kinetics%22%5BJournal%5D)">Biomechanics IX-B.</a> Human Kinetics. , (1985).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Precision+of+the+Estimation+of+Human+Limb+Inertial+Parameters%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Precision of the Estimation of Human Limb Inertial Parameters.</a> Journal of Applied Biomechanics. 15, 418-428 (1999).</li>
<li>Challis, J. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Accuracy+of+Human+Limb+Moment+of+Inertia+Estimations+and+Their+Influence+on+Resultant+Joint+Moments%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Applied+Biomechanics%22%5BJournal%5D)">Accuracy of Human Limb Moment of Inertia Estimations and Their Influence on Resultant Joint Moments.</a> Journal of Applied Biomechanics. 12, 517-530 (1996).</li>
<li>Challis, J. H., Kerwin, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantification+of+the+uncertainties+in+resultant+joint+moments+computed+in+a+dynamic+activity%5BTitle%5D)+AND+%22J+Sports+Sci%22%5BJournal%5D)">Quantification of the uncertainties in resultant joint moments computed in a dynamic activity.</a> J Sports Sci. 14, 219-231 (1996).</li>
<li>Hunter, J. P., Marshall, R. N., McNair, P. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Segment-interaction+analysis+of+the+stance+limb+in+sprint+running%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Segment-interaction analysis of the stance limb in sprint running.</a> J Biomech. 37, 1439-1446 (2004).</li>
<li>Lin-Chan, S. J., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((The+effects+of+added+prosthetic+mass+on+physiologic+responses+and+stride+frequency+during+multiple+speeds+of+walking+in+persons+with+transtibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">The effects of added prosthetic mass on physiologic responses and stride frequency during multiple speeds of walking in persons with transtibial amputation.</a> Arch Phys Med Rehabil. 84, 1865-1871 (2003).</li>
<li>Mattes, S. J., Martin, P. E., Royer, T. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Walking+symmetry+and+energy+cost+in+persons+with+unilateral+transtibial+amputations%3A+matching+prosthetic+and+intact+limb+inertial+properties%5BTitle%5D)+AND+%22Arch+Phys+Med+Rehabil%22%5BJournal%5D)">Walking symmetry and energy cost in persons with unilateral transtibial amputations: matching prosthetic and intact limb inertial properties.</a> Arch Phys Med Rehabil. 81, 561-568 (2000).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Short+and+longer+term+changes+in+amputee+walking+patterns+due+to+increased+prosthesis+inertia%5BTitle%5D)+AND+%22J+Prosthet+Orthot%22%5BJournal%5D)">Short and longer term changes in amputee walking patterns due to increased prosthesis inertia.</a> J Prosthet Orthot. 23, 114-123 (2011).</li>
<li>Smith, J. D., Martin, P. E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effects+of+prosthetic+mass+distribution+on+metabolic+costs+and+walking+symmetry%5BTitle%5D)+AND+%22J+Appl+Biomech%22%5BJournal%5D)">Effects of prosthetic mass distribution on metabolic costs and walking symmetry.</a> J Appl Biomech. 29, 317-328 (2013).</li>
<li>Czerniecki, J. M., Gitter, A., Munro, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+moment+and+muscle+power+output+characteristics+of+below+knee+amputees+during+running%3A+the+influence+of+energy+storing+prosthetic+feet%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint moment and muscle power output characteristics of below knee amputees during running: the influence of energy storing prosthetic feet.</a> J Biomech. 24, 63-75 (1991).</li>
<li>Miller, D. I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Resultant+lower+extremity+joint+moments+in+below-knee+amputees+during+running+stance%5BTitle%5D)+AND+%22J+Biomech%22%5BJournal%5D)">Resultant lower extremity joint moments in below-knee amputees during running stance.</a> J Biomech. 20, 529-541 (1987).</li>
<li>Vanicek, N., Strike, S., McNaughton, L., Polman, R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Gait+patterns+in+transtibial+amputee+fallers+vs.+non-fallers%3A+Biomechanical+differences+during+level+walking%5BTitle%5D)+AND+%22Gait+%26+Posture%22%5BJournal%5D)">Gait patterns in transtibial amputee fallers vs. non-fallers: Biomechanical differences during level walking.</a> Gait & Posture. 29, 415-420 (2009).</li>
<li>Royer, T., Koenig, M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Joint+loading+and+bone+mineral+density+in+persons+with+unilateral%2C+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Joint loading and bone mineral density in persons with unilateral, trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 20, 1119-1125 (2005).</li>
<li>Underwood, H. A., Tokuno, C. D., Eng, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+comparison+of+two+prosthetic+feet+on+the+multi-joint+and+multi-plane+kinetic+gait+compensations+in+individuals+with+a+unilateral+trans-tibial+amputation%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">A comparison of two prosthetic feet on the multi-joint and multi-plane kinetic gait compensations in individuals with a unilateral trans-tibial amputation.</a> Clin Biomech. 19, 609-616 (2004).</li>
<li>Sjodahl, C., Jarnlo, G. B., Soderberg, B., Persson, B. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+gait+analysis+in+the+sagittal+plane+of+trans-femoral+amputees+before+and+after+special+gait+re-education%5BTitle%5D)+AND+%22Prosthet+Orthot+Int%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic gait analysis in the sagittal plane of trans-femoral amputees before and after special gait re-education.</a> Prosthet Orthot Int. 26, 101-112 (2002).</li>
<li>Bateni, H., Olney, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinematic+and+kinetic+variations+of+below-knee+amputee+gait%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinematic and kinetic variations of below-knee amputee gait.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 14, 2-12 (2002).</li>
<li>Buckley, J. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Biomechanical+adaptations+of+transtibial+amputee+sprinting+in+athletes+using+dedicated+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Clin+Biomech%22%5BJournal%5D)">Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses.</a> Clin Biomech. 15, 352-358 (2000).</li>
<li>Yack, H. J., Nielsen, D. H., Shurr, D. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Kinetic+patterns+during+stair+ascent+in+patients+with+transtibial+amputations+using+three+different+prostheses%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Prosthetics+and+Orthotics%22%5BJournal%5D)">Kinetic patterns during stair ascent in patients with transtibial amputations using three different prostheses.</a> Journal of Prosthetics and Orthotics. 11, 57-62 (1999).</li>
</ol>

Die Autoren erklären, dass sie keine konkurrierenden finanziellen Interessen haben.

Die resultierende Gelenkkräfte und Momente bei der Bewegung zu quantifizieren, wird eine inverse Dynamikmodell des Systems von Interesse erforderlich, wenn mit empirischen Daten. Für untere Extremität Biomechanik, inverse Dynamikmodelle stellen in der Regel den Fuß, Schaft und Oberschenkel als starre Körper. Eingang für diese Modelle stammen aus drei Hauptquellen: a) Bewegungskinematik, b) Bodenreaktionskräfte, und c) Segment Anthropometrie und Trägheitseigenschaften. Bewegungsdaten mit einer Vielzahl von Bewegungsanalysesystemen gesammelt, aber alle Systeme im wesentlichen die Grund Kinematik der Bewegung (Position, Geschwindigkeit und Beschleunigung). Bodenreaktionskräfte sind mit einer Kraftmessplatte gesammelt und bieten die an den Füßen wirkenden Kontaktkräfte. Anthropometrie sind Messungen direkt aus dem Körper mit Herrschern, flexible Bänder und / oder Bremssättel gemacht. Die anthropometrischen Messungen verwendet werden, um die Trägheitseigenschaften der Körpersegmente im umgekehrten dynamisch verwendet schätzencs-Analysen. Trägheitseigenschaften umfassen die Masse, Schwerpunkt (COM) Lage und Trägheitsmoment (MOI) des Segments relativ zu einer Achse durch das Segment COM oder dem proximalen oder distalen Gelenk. Methoden und Geräte zum Sammeln Bewegung und Bodenreaktionskraft-Daten verwendet werden, sind ähnlich unter den Forschungsgruppen, aber Trägheits Schätzungen der Körpersegmente kann weit unter den Forschern je nachdem, welche Methode der Forscher wählt für die Schätzung dieser Trägheitseigenschaften variieren. Verschiedene Techniken zur Schätzung der Trägheitseigenschaften eines voll intakten menschlichen Körpersegment verfügbar sind: 1) Regressionsgleichungen, basierend auf Daten kadaver 1-5, 2) mathematische Modelle (dh geometrische Modelle) 6,7, und 3) Scannen und Imaging-Techniken 15.08. Viele dieser Techniken erfordern die direkte Messung von dem Körper, aber es wurde zuvor gezeigt, dass unabhängig von der Schätzverfahren verwendet werden, die Genauigkeit der Körpersegmentement Trägheits Schätzungen auf der Grundlage dieser Methoden ist hoch 16. Es ist auch gezeigt worden, daß Fehler in den Schätzungen der Trägheitseigenschaften von intakten Körpersegmente haben minimale Auswirkungen auf die Größen der resultierenden gemeinsamen Momenten während des Gehens 17,18. Gemeinsame Momente werden in einem größeren Ausmaß von Bodenreaktionskräfte, Druckzentrum Standorten Moment Armlängen und Segment Kinematik 17-19 beeinflusst. Daher ist es nicht verwunderlich, dass Methoden zur Schätzung Trägheitseigenschaften von Körpersegmente bei der Verwendung von nicht behinderten Personen als Forschungsteilnehmer gegeben, dass kleine Fehler in den Schätzungen sind wahrscheinlich wenig Einfluss auf die Ergebnisse der Studie haben große Unterschiede in der Literatur. Viele dieser Trägheits Schätzungen für eine völlig intakte Körpersegment sind oft für die Schätzung der Trägheitseigenschaften von Prothesen für die unteren Extremität Amputationen verwendet. Moderne Beinprothesen werden mit leichten Materialien hergestellt resulting in Prothesen, die viel leichter als die Glieder, die sie ersetzen sind. Dies führt zu einer Asymmetrie zwischen dem Trägheits Prothese und intakten Extremität. Verglichen mit einer typischen intakten Schaft und Fuß, der Masse eines Unterschenkelprothese und Restglied ist etwa 35% kleiner ist und eine Massenzentrum liegt etwa 35% näher zum Kniegelenk 20-23. Die geringere Masse und proximalen Massenverteilung der Prothese erzeugt auch eine viel geringere (~ 60%) Trägheitsmoment relativ zu dem Kniegelenk für die Prothese im Vergleich zu derjenigen der intakten Schaft und Fuß. Obwohl Forscher 24,25 vorher vorgeschlagen, dass unter Verwendung von intakten Trägheits Schätzungen für die Prothese haben wenig Einfluss auf gemeinsame kinetische Schätzungen, diese Vergleiche auf resultierende gemeinsame Momente während der Standphase des Gehens, wo dominiert die Bodenreaktionskraft den Zeitpunkt der erzeugte konzentriert Gelenk. Während Schaukel, wo Bodenreaktionskräfte nicht vorhanden sind, diereduzierte Trägheitseigenschaften der Prothese eher Schätzungen der resultierende gemeinsame Momente zu beeinflussen. Da einige Forscher zB, 26-32 nutzen intakten Segment Trägheitseigenschaften zu Prothese Trägheitseigenschaften darstellen und andere z. B. 21-23 Schätzung Prothese Trägheitseigenschaften direkt, es ist wichtig, die Auswirkungen der für die Schätzung der Trägheitseigenschaften der Prothese gewählten Methoden verstehen . Minimierung der Zeit für die Messung Trägheitseigenschaften der Prothese erforderlich war eine wichtige Überlegung bei der Entwicklung der Technik. In der hier vorgestellten Technik bleibt die Prothese vollständig erhalten für alle Messungen zu Messzeiten reduzieren und vermeiden zusätzliche Male mit der Neuausrichtung der Prothese nach der Messung verbunden. So ist der Zweck dieser Studie war zweifach: 1) zeigen, eine Technik, um die Trägheitseigenschaften ab schätzen direkt verwendet werden könnenelow-Knieprothese, und 2) die Auswirkungen der Kontrast der vorgeschlagenen Technik und der Verwendung von intakten Gliedmaßen Trägheitseigenschaften gemeinsame kinetische Schätzungen während des Gehens in einseitigen, Unterschenkelamputierte. Es wurde vermutet, dass die gemeinsame kinetische Größen sind größer, wenn Trägheitseigenschaften des intakten Schaft und Fuß sind als die Trägheits Schätzungen für die Prothese im Vergleich zu direkten Messungen der Prothesenträgheitseigenschaften verwendet.

<table><tbody><tr><td>Oszillation Rack & Reaction Board</td><td>Custom Built</td><td></td><td>Außenkäfig aus 80/20 Aluminium, Innenkäfig aus verschiedenen Stärken aus massivem Aluminium.</td></tr><tr><td>NI LabView</td><td>National Instruments</td><td></td><td>Software für Labormaßstab</td></tr> <tr><td></td><td></td><td></td><td></td></tr> zur Aufzeichnung von TTL-Impulsen von Infrarot-Fotozellen.<tr><td>BNC-1050</td><td>BNC Breakout-Box von National Instruments mit direkten Pin-Anschlüssen an der Datenerfassungskarte.</td><td></td><td></td></tr><tr><td>MATLAB</td><td>Mathworks Inc.</td><td></td><td>Software zur Verarbeitung von Oszillations- und Reaktionsboard-Daten zur Vorhersage der Trägheitseigenschaften von Prothesen.</td></tr></tbody></table>

oszillation und reaktionsvorstands techniken zur schätzung inertial eigenschaften einer unterschenkelprothese

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

Der Zweck dieser Studie war zweifach: 1) zeigen eine Technik, die verwendet werden kann, um direkt eine Schätzung der Trägheitseigenschaften einer Unterschenkelprothese, und 2) die Kontrasteffekte der vorgeschlagenen Technik und der Verwendung von intakten Extremität Trägheitseigenschaften gemeinsame kinetische Schätzungen während des Gehens in einseitigen, Unterschenkelamputierte. Eine Schwingungs und Reaktions Board-System wurde validiert und als zuverlässig erwiesen, wenn die Messung Trägheitseigenschaften von bekannten geometrischen Festkörper. Bei direkten Messungen der Trägheitseigenschaften der Prothese wurden in inverse Dynamik Modellierung der unteren Extremität verwendet, verglichen mit Trägheits Schätzungen auf der Grundlage einer intakten Schaft und Fuß, waren gemeinsame Kinetik an der Hüfte und Knie deutlich niedriger während der Schwungphase des Gehens. Unterschiede in der gemeinsamen Kinetik während der Standphase waren jedoch kleiner als die in der Schwung beobachtet. Daher sollten Forscher mit Schwerpunkt auf der Schwungphase des Gehens die Auswirkungen der prosthes betrachtenTrägheit ist Eigentum Schätzungen auf Studienergebnissen. Für Haltung, würde entweder eine der beiden Trägheits Modelle in unserer Studie untersucht, wahrscheinlich ähnliche Ergebnisse mit einer inversen Dynamik Beurteilung führen.

Die Trägheitseigenschaften des prosthetischen Beins distal zum Knie waren geringer als die des intakten Beins (Tabelle 1). Im Durchschnitt über alle Teilnehmer betrug die Masse der prosthetischen Seite 39 % weniger, das Trägheitsmoment um eine transversale Achse durch das Knie war 52 % geringer und die Lage des Massenschwerpunkts war 24 % näher am Knie im Vergleich zu den Werten des intakten Beins.
<table border="1" cellpadding="0" cellspacing="0" fo:keep-together.within-page="always" width="553">
	<tbody>
		<tr>
			<td>Proband</td>
			<td>Intakte* Masse (kg)</td>
			<td>Prothetische† Masse (kg)</td>
			<td>Geschätzte Massendifferenz (kg)</td>
			<td>‡Ikneeintakt (kg·m2)</td>
			<td>Ikneepros (kg·m2)</td>
			<td>CM intakt unterhalb des Kniegelenks (m)</td>
			<td>CM mit Prothese unterhalb des Kniegelenks (m)</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>A</td>
			<td>6,03</td>
			<td>4,27</td>
			<td>1,76</td>
			<td>0,604</td>
			<td>0,325</td>
			<td>0,268</td>
			<td>0,215</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>B</td>
			<td>6,07</td>
			<td>3,39</td>
			<td>2,68</td>
			<td>0,400</td>
			<td>0,196</td>
			<td>0,215</td>
			<td>0,177</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>C</td>
			<td>5,80</td>
			<td>3,12</td>
			<td>2,68</td>
			<td>0,575</td>
			<td>0,194</td>
			<td>0,264</td>
			<td>0,198</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>D</td>
			<td>5,72</td>
			<td>3,17</td>
			<td>2,55</td>
			<td>0,559</td>
			<td>0,317</td>
			<td>0,265</td>
			<td>0,191</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>E</td>
			<td>7,14</td>
			<td>4,65</td>
			<td>2,49</td>
			<td>0,742</td>
			<td>0,325</td>
			<td>0,276</td>
			<td>0,200</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>F</td>
			<td>6,23</td>
			<td>4,22</td>
			<td>2,01</td>
			<td>0,585</td>
			<td>0,287</td>
			<td>0,260</td>
			<td>0,192</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Mittelwert ± STD</td>
			<td>6,17 ± 0,51</td>
			<td>3,80 ± 0,66</td>
			<td>2,36 ± 0,38</td>
			<td>0,578 ± 0,109</td>
			<td>0,274 ± 0,063</td>
			<td>0,258 ± 0,022</td>
			<td>0,196 ± 0,013</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>
*Intakt bezeichnet Werte für den kombinierten intakten Unterschenkel und Fuß. 
†Prothese bezeichnet Werte für die kombinierte Prothese und verbleibendes Glied. 
‡Trägheitsmoment um eine transversale Achse durch das Knie.
Tabelle 1. Vergleich der Trägheitseigenschaften zwischen der prothetischen und der intakten Extremität vom Knie abwärts.
Die resultierenden Gelenkkräfte (Abbildung 3) und Momente (Abbildung 4) am Sprunggelenk, Knie und Hüfte wurden von den in dem inversen Dynamikmodell verwendeten Trägheitsparametern beeinflusst. Insbesondere waren die Gelenkkinetiken während des Schwungbeginns (~65 % des Gangzyklus) und der Schwungbeendigung (~95 % des Gangzyklus) geringer, wenn direkte Messungen der Prothesenträgheit in die Bewertungen mittels inverser Dynamik einbezogen wurden, verglichen mit Regressionen, die auf intakter Anatomie basierten (Tabelle 2). Die Effektstärken deuten darauf hin, dass diese Unterschiede während des Schwungs nicht vernachlässigbar waren (≥1,0). Außerdem stiegen die Gelenkkinetikwerte im Durchschnitt um 80 % während Schwungbeginn und -beendigung an, wenn Schätzungen der Trägheit des intakten Gliedes verwendet wurden, verglichen mit direkten Messungen der Trägheitseigenschaften der Prothese. Daher ähnelten sich die Gelenkkinetikprofile der prothetischen Seite während des Schwungs stärker denen eines intakten Gliedes, wenn die Trägheitseigenschaften eines intakten Gliedes zur Modellierung der prothetischen Seite verwendet wurden (siehe Abbildungen 3 und 4). Während der Standphase wurden mehrere statistische Unterschiede beobachtet. Die größte Effektstärke für einen Unterschied während der Standphase wurde für die anteroposteriore resultierende Gelenkkraft an der Hüfte gefunden (ES = 0,86). Obwohl diese Effektstärke groß ist und dennoch als Teil der Standphase betrachtet wird, trat der Spitzenwert für diese Messgröße während der terminalen Standphase (~52 %), also beim Übergang des Gliedes in die Schwungphase, auf. Die Effektstärken für alle anderen signifikanten Unterschiede während der Standphase lagen zwischen 0,01 und 0,41, was als kleine Effekte gilt, wobei die größeren Werte bei den resultierenden Hüftgelenkreaktionskräften beobachtet wurden. Obwohl signifikante Unterschiede während der Standphase festgestellt wurden, könnten diese Unterschiede im Hinblick auf die Größe des Unterschieds (d. h. Effektstärken) dazu führen, dass man die Bedeutung dieser Unterschiede hinterfragt.
<img alt="Diagramme der Gelenkreaktionskräfte, Analyse des Gangzyklus, Knöchel, Knie, Hüfte, Vergleich der prothetischen Trägheit." fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" width="500" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Figure 3"> 
Abbildung 3. Resultierende Gelenkreaktionskräfte am Knöchel, Knie und Hüfte in anteroposteriorer Richtung (linke Diagramme) und vertikaler Richtung (rechte Diagramme). Die Daten wurden zur Darstellung über alle Probanden gemittelt. Die Standphase beginnt bei 0 % des Gangzyklus mit dem Aufsetzen des Fußes und endet bei etwa 60 % des Gangzyklus mit dem Abstoßen der Zehen. Die Schwungphase setzt sich bis zum nächsten Aufsetzen desselben Beins bei 100 % des Gangzyklus fort. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/50977/50977fig3highres.jpg" target="_blank">Bitte klicken Sie hier, um eine vergrößerte Version dieser Abbildung anzusehen.</a>
<img alt="Analyse des Gangzyklus; Diagramm der Momente an Knöchel, Knie und Hüfte; Vergleich der Auswirkungen von Körpenträgheit auf Prothesen" fo:content-width="5in" src="/files/ftp_upload/50977/50977fig4highres.jpg" width="500" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Abbildung 4"> 
Abbildung 4. Resultierende Gelenkmomente um eine Querachse (auch mediolaterale Achse genannt) an Knöchel, Knie und Hüfte. Die Daten wurden zur Darstellung über alle Probanden gemittelt. Die Standphase beginnt bei 0 % des Gangzyklus mit dem Aufsetzen des Fußes und endet bei etwa 60 % des Gangzyklus mit dem Abheben der Zehen. Die Schwungphase setzt sich bis zum nächsten Aufsetzen desselben Beins bei 100 % des Gangzyklus fort.
<img alt="Tabelle zum Trägheitsmodell; Gelenkkräfte (N), Gelenkmomente (Nm) während des Gangzyklus; biomechanische Analyse." fo:content-width="6in" src="/files/ftp_upload/50977/50977table2.jpg" width="600" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Table 2"> 
Tabelle 2. Maximale resultierende Gelenkreaktionskräfte und -momente, gemittelt über alle Probanden, sowie statistische Vergleiche zwischen den beiden Trägheitsmodellen für die Gelenkkinetik der Prothesenseite. Anmerkungen: Die Mittelwerte sind als Mittelwert(SD) angegeben. Die Spalte % Gangzyklus gibt den durchschnittlichen prozentualen Anteil über alle Probanden an, bei dem der Maximalwert für die jeweilige Variable auftrat. Ein p&lt;,05 wurde als signifikant angesehen.

Die segmentalen Trägheitseigenschaften des Körpers sind für die Modellierung der inversen Dynamik erforderlich. Mit Hilfe einer Oszillations- und Reaktionsboardtechnik wurden die Inertialeigenschaften von Unterschenkelprothesen gemessen. Die Verwendung direkter Messungen der Prothesenträgheit im inversen Dynamikmodell der Beinprothese führte zu geringeren Größen der resultierenden Gelenkkräfte und -momente.

Oszillation und Reaktionsvorstands Techniken zur Schätzung Inertial Eigenschaften einer Unterschenkelprothese

The purpose of this study was two-fold: 1) demonstrate a technique that can be used to directly estimate the inertial properties of a below-knee ...

Das übergeordnete Ziel dieses Verfahrens besteht darin, die Trägheitseigenschaften einer Unterschenkelprothese zu bestimmen. Dies wird erreicht, indem zunächst die Schwingungsdauer gemessen wird, während die Prothese innerhalb eines Gestells aufgehängt ist. Der zweite Schritt besteht darin, mithilfe einer Reaktionsbrettmethode die Lage des Massenschwerpunkts für das kombinierte System aus Prothese und Gestell zu ermitteln.Danach wird die Prothese aus dem Käfig entfernt, und die Reaktionsbrettmethode wird verwendet, um die Lage des Massenschwerpunkts allein des Käfigs zu schätzen. Der letzte Schritt besteht darin, die Schwingungsdauer des alleinigen Käfigs zu messen. Letztendlich wurde dieses Trägheitsmesssystem mithilfe bekannter geometrischer Körper, wie beispielsweise eines vier mal vier Zoll großen Holzblocks, validiert.Die Ergebnisse dieser Experimente werden im Anhang dargestellt. Trägheitsmessungen des Käfigs werden von den Messungen der Prothese und des Käfigs in Kombination subtrahiert, um Schätzungen der Trägheitseigenschaften der Prothese zu erhalten. Der Hauptvorteil dieser Technik gegenüber bestehenden Methoden, wie der Annahme, dass die Trägheitseigenschaften der prothetischen Seite denen der intakten Seite ähneln, besteht darin, dass die Trägheit des prothetischen Beins im biomechanischen Modell der Person genauer abgebildet wird. Um zu beginnen, setzen Sie den Amputierten auf einen Stuhl, sodass das prothetische Bein bequem vom Sitz angehoben werden kann, damit der Proband eine Reihe von Kniebeugungs- und Streckbewegungen durchführen kann.Als Nächstes identifizieren Sie das Knie-Drehzentrum oder COR, und platzieren Sie ein kleines Stück Klebeband am COR. Messen Sie dann den Abstand vom Rand der Prothese bis zum Knie-COR. Wenn sich das Knie-COR unterhalb des Randes der Prothese befindet, sollte dieser Wert als negativer Wert dokumentiert werden.Als Nächstes bestimmen Sie den Abstand zwischen dem Knie-Drehpunkt (COR) und dem Kn&ouml;chel-Drehpunkt (COR). Danach entfernen Sie die Prothese und die darunterliegende H&uuml;lle, um mit einem flexiblen Ma&szlig;band Messungen des verbliebenen Gliedes vorzunehmen, um dessen Tr&auml;gheitseigenschaften abzusch&auml;tzen. Messen Sie anschlie&szlig;end den proximalen Umfang des verbliebenen Gliedes sowie den gr&ouml;&szlig;ten Umfang, ungef&auml;hr zwei Fingerbreiten vom Kniegelenk entfernt.Bestimmen Sie dann den distalen Umfang des Restgliedes an der letzten knöchernen Erhebung am distalen Ende. Messen Sie anschließend die Länge des Restgliedes, also den Abstand vom Fibulakopf bis zum am weitesten distal gelegenen Bereich des Restgliedes. Entfernen Sie den Innenkäfig aus dem Oszillationsgestell, indem Sie die Achse herausnehmen, und legen Sie den Liner und das Ply der Versuchsperson in die Aufnahmehülse der Prothese.Danach die Prothese mit noch angezogenem Schuh sicher in dem inneren Oszillationskäfig positionieren, wobei der Fuß der Prothese mit einem Klettband an der distalen Platte des Käfigs befestigt wird. Anschließend den inneren Käfig innerhalb des Oszillationsgestänges neu positionieren, indem die Achse befestigt wird. Die Aufhängungsarm des inneren Käfigs mit der Stellschraube ausrichten, wodurch der Oszillationswinkel auf weniger als fünf Grad eingestellt wird.Um einen Schwingungsversuch zu beginnen, ziehen Sie den inneren Käfig zurück, bis er an die Einstellschraube stößt, und schieben Sie ihn dann nach vorne, bis der Spalt zwischen der Einstellschraube und dem inneren Käfig sichtbar ist. Führen Sie drei Schwingungsversuche mit der Prothese im inneren Käfig durch und notieren Sie die durchschnittliche Zeit für einen vollständigen Schwingungszyklus bei jedem Versuch. Bevor Sie die Messungen auf der Reaktionsplatte verlagern, halten Sie die Prothese in der Halterung fest und positionieren Sie den inneren Käfig horizontal, indem Sie ihn auf den Messerkanten ablegen.Notieren Sie anschließend den Abstand zwischen der oberen verstellbaren Platte und dem festen Querträger an der Oberseite des inneren Käfigs mithilfe von digitalen Messschiebern und einem flexiblen Maßband. Danach messen Sie den Abstand zwischen der unteren verstellbaren Platte und dem festen Querträger an der Oberseite des inneren Käfigs sowie den Abstand zwischen der unteren verstellbaren Platte und dem festen Querträger an der Unterseite des inneren Käfigs. Anschließend messen Sie den Abstand zwischen den beiden Messerkanten.Nachdem die Waage auf Null tariert wurde, positionieren Sie den Halterahmen und das Prothesenbein in der Reaktionsbrettmontage. Dann setzen Sie ein Ende des inneren Käfigs über die Waage und platzieren die Messerkante an der Unterseite des inneren Käfigs, sodass dieser waagerecht steht und keine Spannung zwischen den beiden Messerkanten besteht. Heben Sie das Ende mit der Waage mehrmals an und setzen Sie es erneut auf die Waage zurück.Notieren Sie den Wert, sobald eine konsistente Anzeige der Waage erreicht ist. Entfernen Sie danach die Prothese aus dem inneren Käfig und notieren Sie die Anzeige der Reaktionsplatte nur für den Käfig. Entfernen Sie den Schuh vom prothetischen Bein und messen Sie die Masse des Schuhs.Bestimmen Sie dann die Masse der Prothese ohne den Schuh. Messen Sie anschließend den Abstand zwischen dem Drehpunkt des Sprunggelenks (COR) und der plantaren Fläche des Fußes. Ermitteln Sie danach die Länge des prosthetischen Fußes ohne den Schuh.Setzen Sie den Schuh wieder auf die Prothese auf und messen Sie den Abstand vom Kn&ouml;chel-COR zur Sohle des Schuhs sowie die L&auml;nge des Fu&szlig;es mit dem Schuh. Bringen Sie dann den inneren K&auml;fig innerhalb des Oszillationsgestells erneut in Position, wobei sich die schwarze Ecke mit dem reflektierenden Klebeband am n&auml;chsten zur Fotozelle befinden muss. Sichern Sie die Achse und stellen Sie sicher, dass der Aufh&auml;ngearm des inneren K&auml;figs mit der Feststellschraube &uuml;bereinstimmt.Schließlich 10 Schwingungsversuche sammeln, wobei jeweils nur die erste Schwingungsperiode jedes Versuchs aufgezeichnet wird (Anhang A für eine Erklärung dazu, warum nur die erste Schwingungsperiode aufgezeichnet wird, wenn der Käfig leer ist). Die Trägheitseigenschaften der prothetischen Seite waren signifikant niedriger als die Trägheitseigenschaften des intakten Beins. Die Masse der prothetischen Seite war um 39 % geringer.Das Trägheitsmoment war um 52 % geringer und der Massenschwerpunkt war 24 % näher am Knie als die Schätzwerte für den intakten Zustand. Die Gelenkreaktionskräfte von Sprunggelenk, Knie und Hüfte wurden in anteriorer, posteriorer und vertikaler Richtung bestimmt. Die Standphase beginnt bei 0 % des Gangzyklus und endet bei etwa 60 % des Gangzyklus.Die Schwungphase setzt sich bis zum nächsten Bodenkontakt desselben Beins bei 100 % fort. Die folgenden Ergebnisse wurden bei der Analyse der Gelenkkräfte um eine transversale Achse durch das Sprunggelenk, Kniegelenk und Hüftgelenk erzielt. Die kinetischen Profile der prothetischen Seite während der Schwungphase ähnelten stärker denen eines intakten Gliedmaßes. Wenn die Trägheitseigenschaften eines intakten Gliedmaßes verwendet wurden, um die prothetische Seite zu modellieren. Sobald diese Technik beherrscht ist, kann sie bei korrekter Durchführung innerhalb von 30 Minuten durchgeführt werden.

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Research

Forschung

JoVE Journal

Bioengineering

Biotechnik

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